一種新型血壓測量裝置設計及其辨識方法的研究

馮學技，鄧親愷，郭勁松，梁妃學

1 廣州醫(yī)學院 基礎學院，廣州市，510182

2 南方醫(yī)科大學 生物信息學研究室，廣州市，510515

0 引言

血壓（Blood Pressure,BP）是反映人體心血管狀態(tài)的一項重要生理參數(shù)，水銀血壓計和電子血壓計是目前臨床中血壓無創(chuàng)檢測（Non-invasive measurement）的兩種主要方法。在家庭保健、臨床生理監(jiān)護以及動態(tài)血壓測量中基于示波法（Oscillometric method）的電子血壓計測量越來越普及，其檢測方法主要基于脈搏幅值比例系數(shù)法和特征點法。前者由統(tǒng)計方法得到，受袖帶彈性、脈搏波幅度、平均動脈壓、楊氏模量、心率、血管壁黏滯度等生物力學因素影響[1]，測量值較穩(wěn)定但個體適應性比較差。后者利用脈搏波包絡線拐點來確定血壓值[2]，由于背景噪聲，確定包絡線拐點并非易事，以致測量精度不穩(wěn)定。

基于柯氏音聽診法(Auscultatory method)的水銀血壓計準確性高，仍為醫(yī)生所常用，被視為無創(chuàng)血壓測量“金標準”，且常作為評估其他無創(chuàng)測量方法的參考[3]，但其存在的問題也很明顯：重金屬汞污染；不便家庭自測及攜帶；更重要的是由于環(huán)境噪聲和測量者的主觀性，收縮壓和舒張壓常常被誤判[4]。為了實現(xiàn)聽診法的電子化客觀化及無汞化，當前出現(xiàn)了各種不同的基于柯氏音檢測裝置和音頻信號處理識別方法[5-9]，這使得聽診法測量更具客觀性和準確性。但這些檢測裝置仍需外部附加聽診器(拾音器)對人體袖帶下的肱動脈皮膚耦合來提取柯氏音信號，儀器裝置設計及患者使用上顯得過于復雜，測量過程并非完全自動化，只是實現(xiàn)水銀血壓計“聽診”上的數(shù)字化；袖帶下直接放置拾音器提取柯氏音也易引入環(huán)境噪聲，血管搏動及傳感器人為位移也影響柯氏音采集的穩(wěn)定性。

根據(jù)柯氏音聽診法的測量原理，作者設計出一種新的基于聽診法的電子血壓測量系統(tǒng)：該檢測裝置完全摒棄了測量時放置在袖帶下的外部聽診器，取而代之的則是嵌入在電子血壓計裝置內(nèi)部的微小拾音器，它通過連通器直接拾取來自袖帶耦合到的柯氏音信號，如圖1。顯然，由于拾音裝置融合在血壓計內(nèi)部本身，不但實現(xiàn)了柯氏音測量的無汞化以及聽診上的數(shù)字客觀化，同時大大提高了使用上的舒適性和方便性，裝置外觀及操作與全自動電子血壓計無異。血壓值檢測算法方面，則采用柯氏音與脈搏波信號聯(lián)合識別的方法，通過對柯氏音進行歸類并根據(jù)其時相位置來確定血壓參數(shù)。

圖1 測量系統(tǒng)原理框圖Fig.1 Detection diagram of Auscultation method

1 基于聽診法的血壓測量裝置設計

1.1 柯氏音時相原理

1905俄籍生理學家柯洛特可夫（Korotkoff）創(chuàng)立了根據(jù)柯氏音時相確定血壓值的一種無創(chuàng)血壓測量法——聽診法，如圖2。其測量過程：袖帶充氣超出收縮壓一定值后以一定速度緩慢放氣，當袖帶壓下降以致壓癟的動脈管打開血液沖擊管壁振動，此時放置在肱動脈皮膚上聽診器開始聽到“砰”音，為柯氏音I相，此時袖帶壓為收縮壓，接著柯氏音不斷增強，為II相，聲強達到最大時為III相，湍流在低沉的雜音后可出現(xiàn)“砰”聲，為IV相，之后聲音變得柔軟，最后消失（V相），此時袖帶壓為舒張壓[10]。

圖2 聽診法測量原理Fig.2 The principal of Auscultation method

1.2 柯氏音檢測系統(tǒng)設計

柯氏音提取采用駐極體拾音器作為傳感器：直徑6 mm，高5 mm；靈敏度(0.5～10) mV/Pa；輸出阻抗1000 Ω；工作電壓3 V；工作電流(0.1～1) mA；輸出電壓0～3.3 V；頻率響應20 Hz～20 kHz。

本系統(tǒng)與目前聽診法電子血壓計的區(qū)別在于傳感器拾取信號方式上的不同，如圖2，它無需將拾音器放置袖帶下的皮膚直接耦合提取信號，而利用固定在儀器內(nèi)部的傳感器通過連通器間接耦合獲取。如圖3所示，將微型拾音器嵌入連通器一端，用熱熔膠等固定密封，引出的信號線與檢測電路相連；袖帶與連通器另一端相連，它從手臂耦合得到的柯氏音通過連通器被拾音器感知。儀器控制及信號處理的核心采用型號為MSP430F149低功耗單片機，其任務是：氣泵氣閥的自適應充放氣控制；脈搏波信號及柯氏音信號采集；將提取信號進行預處理并通過USB上傳PC機，利用Matlab等軟件進一步處理分析，柯氏音提取電路如圖4。由于柯氏音的頻譜主要集中在(20～150) Hz之間[11]，信號采樣率設為1000 Hz。

圖3 拾音器及連通裝置Fig.3 Microphone and cross connection

圖4 柯氏音檢測電路Fig.4 The circuit of Korotkoff-sound detection

2 柯氏音信號處理及其辨識

2.1 柯氏音信號的處理

采集到的信號包括袖帶壓信號，脈搏波信號及柯氏音信號，前兩者在下位機實現(xiàn)濾波，后者則需Matlab軟件進一步處理，柯氏音采集及識別過程如圖5所示。如圖6所示柯氏音初始信號淹沒在脈搏波低頻振動及袖帶摩擦等噪聲中，無法直接進行識別。采集到的柯氏音信號經(jīng)頻譜分析顯示其能量集中在20 Hz以下，顯然為脈搏振動帶來的低頻成分，如圖7所示。

圖5 柯氏音采集及信號識別流程圖Fig.5 Flow diagram of Korotkoff-sound acquisition and detection

小波分析在信號處理技術(shù)中是門重要而強大的數(shù)學工具，與傳統(tǒng)的濾波方法相比，具有獨特的優(yōu)勢[12]。經(jīng)小波多分辨率分析（Multiresolution Analysis,MRA），柯氏音主要能量集中在35 Hz附近。根據(jù)柯氏音信號特點及小波變換的濾波原理，對其進行濾波處理：先是選取db4小波，將柯氏音信號作四層小波分解，得到包含柯氏音信號能量的cD4低頻小波系數(shù)，將其他高頻及低頻系數(shù)置零，再用db4對所得系數(shù)進行重構(gòu)，于是得到主要由柯氏音構(gòu)成的信號，而其他低頻脈搏波振動信號及高頻摩擦信號得以濾除，信號分解如圖8所示。

圖6 采集到的柯氏音信號Fig.6 Korotkoff-sound signal acquisition

圖7 柯氏音信號的功率譜分析Fig.7 Power spectra analysis of Korotkoff-sound signal

圖8 對柯氏音信號進行4層分解簡圖Fig.8 The diagram of Korotkoff-sound signal decomposition on scale 4

2.2 時相特征的檢測與辨識

無創(chuàng)血壓值的準確測量在于特征點的可靠識別，水銀血壓計之所以被視為無創(chuàng)血壓測量的“金標準”，是因為柯氏音時相特征與收縮壓舒張壓有很好對應關(guān)系。柯氏音初始信號經(jīng)濾波處理后可以清楚凸顯其時相特征，如圖9所示，第一次出現(xiàn)幅度突變信號為柯氏音I相，最終柯氏音信號明顯變小或消失為V相，它們對應的袖帶壓即為收縮壓（SBP）和舒張壓（DBP）。顯然柯氏音的出現(xiàn)和消失即為信號幅值或能量的突然變大或消失，因此柯氏音特征時相的準確識別，關(guān)鍵是對其幅值或能量信號進行檢測。

圖9 袖帶壓、脈搏波及柯氏音時相關(guān)系Fig.9 The relationship between cuff pressure,pulse signal and Korotkoff-sound phase

柯氏音信號幅度檢測：脈搏波與柯氏音均由血液沖擊血管所產(chǎn)生，因此時相上具有高度相關(guān)性，見圖10，首先計算脈搏波峰值位置，然后根據(jù)該位置來尋找在一定時間范圍內(nèi)出現(xiàn)的柯氏音信號最大幅度并將其歸一化處理，得到與脈搏波對應的柯氏音幅度值：h(n)，表示第n個柯氏音幅值。柯氏音信號能量檢測：根據(jù)分析每次搏動所產(chǎn)生脈搏波和柯氏音的時序關(guān)系，先確定兩個相鄰脈搏波波峰波谷間的時間寬度T，然后計算在此時間寬度下柯氏音信號總能量：，表示第n個柯氏音對應的總能量，其中b為信號基線?？率弦粜盘柗岛湍芰恐到?jīng)歸一化處理得到特征明顯的“鐘形”狀圖，如圖11所示。

圖10 柯氏音時相與脈搏波信號Fig.10 Korotkoff-sound phase and pulse signal

為了更好地識別柯氏音特征點，將歸一化的柯氏音幅值和能量值作乘積再取開方，同樣得到歸一化圖，見圖11，中間實線為各點數(shù)值的平均，大于均值的對應點假設為柯氏音，小于則非柯氏音，將其加權(quán)平均，分別得到柯氏音均值與非柯氏音均值（圖中虛線）。然后逐點進行計算并類聚（Clustering）：即分別計算與兩條虛線的距離，與柯氏音均值距離短歸為柯氏音，否則為非柯氏音；當首個歸為柯氏音的點Ps即為I時相，對應袖帶壓為收縮壓；最后一個歸為柯氏音的點為第四時相，接下來的Pd點為第五時相，對應袖帶壓為舒張壓。

3 驗證與討論

3.1 驗證

基于聽診法的水銀血壓測量是國際上公認的無創(chuàng)血壓標準，驗證新的血壓無創(chuàng)測量方法的優(yōu)劣性，通常需與水銀血壓計進行比對試驗。為了評估和驗證該新型血壓測量方法，本試驗共征集42名受測者，男27人，女15人，年齡(22～35)歲，身體健康。為了柯氏音的正確判斷測量過程在靜音室進行，測試對象平靜10 min后開始測量。測量過程采用樣機與水銀血壓計同時進行的方法：即利用Y型管將新型血壓測量裝置與水銀血壓計連通，同時兩測量者戴上雙頭聽診器進行人工柯氏音判定。水銀血壓計兩組數(shù)據(jù)取均值后分別得到收縮壓和舒張壓：SP1、DP1，而樣機數(shù)據(jù)后處理得到的對應值為：SP2、DP2。通過配對t檢驗（Paired-SamplestTest）和Bland-Altman方法，對實驗數(shù)據(jù)進行統(tǒng)計處理，使用SPSS19.0軟件實現(xiàn)。

由統(tǒng)計分析結(jié)果可知，水銀血壓計與樣機測量的收縮壓相關(guān)性為0.983，舒張壓的相關(guān)性為0.943，二者具有很好的相關(guān)性。配對t檢驗結(jié)果，收縮壓P=0.587＞0.05；舒張壓P=0.278＞0.05，說明兩種方法對收縮壓和舒張壓的測量無顯著性差異。配對t檢驗和相關(guān)分析結(jié)果只能反映兩種測量方法得到的數(shù)據(jù)之間的密切程度，以及兩種測量結(jié)果的平均差值是否有顯著差異，并不能充分反映它們之間的一致性[13]。為了評價兩種儀器測量方法結(jié)果的一致性并評估這兩種方法能否互相替代，人們常用由Bland JM 和Altman DG于1986年提出的Bland-Altman一致性分析方法[14]，它的基本思想是計算出兩種測量結(jié)果的一致性界限(limits of agreement)，并用散點圖方法直觀地反映這一致性界限[15]。如圖12所示，兩種測量方法所得收縮壓和舒張壓差值均落在95%的置信區(qū)間的虛線內(nèi)，即一致性界限內(nèi)。因此，從散點圖方面進一步證明兩種測量方法之間具有良好的一致性，他們之間從某種意義上說是可以相互替代的。

圖12 血壓均值-差值散點圖Fig.12 Scatter diagram of blood pressure difference-value

3.2 討論

本文分析了電子血壓計特別是基于聽診法電子血壓計的特點和不足，設計了一種新的利用嵌入儀器內(nèi)部微型拾音器拾取袖帶所耦合得到的柯氏音的測量方法；根據(jù)柯氏音與脈搏波時相一致性原則來確定其時相出現(xiàn)的位置，提出了利用柯氏音信號幅度與能量之積作為特征判斷依據(jù)并進行時相歸類算法；在數(shù)據(jù)驗證上，通過健康人的數(shù)據(jù)采集和分析初步證明新的測量方法與傳統(tǒng)水銀方法有很好的一致性。該測量方法不但降低了測量時引入外部噪聲的可能性，由于拾音傳感器融合在儀器內(nèi)部本身，大大簡化了目前基于聽診法電子血壓計設計的復雜性，患者在使用習慣上與普通全自動電子血壓計無異，具有同樣的舒適度和方便性。

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