陳倩蓉，梁永波，陳真誠,*

(1.桂林電子科技大學 電子工程與自動化學院,廣西 桂林 541004;2.桂林電子科技大學 生命與環(huán)境科學學院，廣西 桂林 541004)

0 引言

據(jù)世界衛(wèi)生組織統(tǒng)計，心血管疾病已經(jīng)成為威脅人類健康的頭號殺手，2015年有1 750萬人死于心血管疾病，占全球死亡總數(shù)的31%，并表明血壓升高是心血管疾病的主要危險因素之一，有效地預防高血壓是預防心血管疾病的重要措施[1]。

目前，測量血壓(Blood Pressure, BP)的方法主要分為有創(chuàng)和無創(chuàng)兩種方式，雖然有創(chuàng)測量方法能連續(xù)準確地測量血壓，但這種方法不但會給被測者帶來痛苦，而且不適合長期測量。無創(chuàng)監(jiān)測血壓的方法更為方便，運用也更為廣泛，柯氏音法和示波法就是其中普及程度最高的兩類無創(chuàng)血壓測量技術(shù)，但是這些方法都需要利用袖帶的充放氣來控制血流的通斷，通過柯氏音或壓力波來實現(xiàn)收縮壓(Systolic Blood Pressure, SBP)與舒張壓(Diastolic Blood Pressure,DBP)的檢測[2]。由于需要使用充氣袖帶，仍然無法避免給被測者帶來不適，長期頻繁地使用還有可能導致靜脈充血和動脈破裂，所以雖然這兩種方法可以做到無創(chuàng)測量血壓，但并不適合連續(xù)和長期監(jiān)測血壓，因此，在當前嚴峻的心血管疾病防控形勢下，能夠?qū)崿F(xiàn)更為便捷的無創(chuàng)連續(xù)動態(tài)血壓監(jiān)測的技術(shù)已經(jīng)成為迫切需求。

Geddes在1981年提出從脈搏波傳導時間(Pulse Transit Time,PTT)可以估計血壓[3]，Lass等人通過研究表明動脈系統(tǒng)中血壓和PTT有著特殊的聯(lián)系[4]，用PTT測量血壓是一種可靠的方法[2]，并且線性回歸方法能更準確地量化血壓和PTT之間的關(guān)系[5]，而PTT可以通過同時采集心電(electrocardiogram,ECG)與脈搏波(phtotplethysmograph,PPG)獲取[6]，通過PPG和ECG獲取PTT來估計血壓成為一種新型的無創(chuàng)連續(xù)測量血壓的方法，Teng,Dutt等人計算PTT時把ECG的R波作為起點，同一周期的PPG起始點作為PTT終點[7-8]，而Shahrbabaki等人計算PTT時以ECG的R波為起點，以同一周期的PPG一階微分的最大值點為終點[9]。Maria等人分別以PPG起點和峰值為終點計算了兩種PTT并研究它們與心血管疾病的相關(guān)性[10]。Baktash等人的研究表明PTT估計血壓的方法與示波法一致性較高，但測量精度不夠[11]。所以雖然有關(guān)ECG-PPG獲取PTT的研究很多，但研究者們對于PTT的終點在定義上存在差異，無法對不同PTT在預測血壓的效果上做出詳細的對比分析。

本研究擬從兩個途徑嘗試提升血壓預測的準確度，一方面通過計算多種PTT，對比分析它們在估計血壓時的效果差異，選出估計血壓的最優(yōu)PTT；另一方面，個體差異雖無法避免，但可以盡量減小個體差異造成的影響，考慮到基于ECG與PPG的脈搏傳輸理論在預測血壓時傳輸路徑是一個非常重要的因素，考慮身高的因素可能有助于解決個體差異性問題，除此之外，脈搏波特征參數(shù)能反應個人的心血管生理病理狀況[12]，因此，本研究基于ECG-PPG的脈搏傳輸理論和脈搏波相關(guān)血液動力學理論，實現(xiàn)更為精確的血壓計算。

1 基于心電、脈搏波的血壓測量理論

Moens和Korteweg在1878年提出脈搏波波速(Pulse wave velocity, PWV)的定義為

(1)

其中，V為PWV，T為PTT，L是血管長度，t是血管厚度，d為血管直徑，ρ是血液濃度，E為血管彈性的楊氏模量。Geddes通過研究證明E不是一個常數(shù)，并推出

E=E0eαp,

(2)

其中,E0是零壓模量，α是一個血管參數(shù)，e是自然常數(shù)，p是血壓，由式(1)和式(2)可得

(3)

說明PTT與血壓之間存在密切關(guān)系[13-14]。

Bramwell-Hill對脈搏波波速的定義為

(4)

其中，V是血管容積，ΔP是壓力的變化，ΔV是容積的變化，ρ是血液密度，又存在

C=ΔV/ΔP,

(5)

式中,C為血管順應性，所以推出

(6)

再次證明PTT與血壓有著密切關(guān)系[14]。

PTT與血壓有著很強的相關(guān)性，并且能通過動脈的近端點和遠端點波形的相對時間來估計，通常PTT的計算方法是從ECG的R波到PPG特征點的時間差，心電信號是心臟的整個搏動過程中，心肌細胞興奮產(chǎn)生微弱電流，電流經(jīng)人體組織向各個部分傳導，在人體體表的各部位表現(xiàn)出不同的電位變化[15]，QRS波是心電波形重要的特征波群[16]。脈搏波是動脈血管隨心臟的收縮與舒張產(chǎn)生周期性搏動并不斷向前傳播形成的[17]，波的形態(tài)學信息包含有豐富的心血管系統(tǒng)生理信息，脈搏波的形態(tài)學特征量可以作為評價人體心血管生理和病理狀況的重要依據(jù)[18]。根據(jù)脈搏波傳播理論，從心電信號產(chǎn)生并控制心臟收縮舒張迸出血液到血液傳輸至脈搏波檢測位置，這一時間參數(shù)會由于不同個體心血管狀況表現(xiàn)出明顯的差異，特別是與動脈血壓具有顯著相關(guān)性[18]。很多研究者基于心電和脈搏波進行了探索研究，證明了這一參數(shù)與血壓間具有的良好相關(guān)性，但同時在脈搏波特征點的選取上存在一定差異，這也導致不同研究者間獲得的結(jié)果不盡一致。因此，本研究通過對多種脈搏波傳導時間預測血壓的對比研究，分析了最優(yōu)的脈搏波傳導時間，并結(jié)合個體身高與脈搏波中多個時域參數(shù)，進一步提高血壓預測結(jié)果的準確性。

2 實驗

2.1 數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)

本研究的采集系統(tǒng)主要包括心電傳感器HKD-10A，紅外透射式脈搏波傳感器HKG-07B，信號調(diào)理單元，主控單元和串口與上位機單元。信號調(diào)理單元包括光電隔離電路、放大及電平抬升電路。采用標準導聯(lián)方法結(jié)合HKD-10A心電傳感器采集心電信號，選用HKG-07B透射式紅外脈搏傳感器獲取受試者左手食指容積脈搏波，系統(tǒng)框圖如圖1所示。容積脈搏波信號和心電信號采樣設置為1 kHz[2]，通過12位模數(shù)轉(zhuǎn)換，采集的數(shù)據(jù)由串口發(fā)送至上位機，通過上位機中的LabVIEW界面觀測波形，存儲數(shù)據(jù)。

2.2 數(shù)據(jù)采集與處理

本研究共收集了42名志愿者的心電信號和指端光電容積脈搏波信號，每位志愿者在安靜環(huán)境室溫(25 ℃左右)下休息20 min后，在靜息狀態(tài)下取仰臥位測試1 min，每人測試3次，并將數(shù)據(jù)存儲在上位機中，同時在測試過程中用歐姆龍HEM-7201上臂式電子血壓計測量仰臥位左上肢血壓3次并保存記錄。在數(shù)據(jù)歸檔過程中，對患有冠心病等心血管疾病受試者的波形記錄予以排除，最后得到30名志愿者的數(shù)據(jù)，其中包括10名女性和20名男性，受試者生理信息統(tǒng)計如表1。

圖1 采集系統(tǒng)
Fig．1 Acquisition system

表1 受試者生理信息統(tǒng)計Tab.1 Physiological information statistics

在生理數(shù)據(jù)采集過程中，由于信號微弱很容易融入各類噪聲，因此，針對心電數(shù)據(jù)設計了0.5～100 Hz帶通濾波器和50 Hz陷波器，針對脈搏波數(shù)據(jù)設計了0.5～10 Hz帶通濾波器，圖2(a)和圖2(b)分別為所采集的心電與脈搏波原始信號，濾波后的心電與脈搏波信號。

圖3表示了基于心電與容積脈搏波的特征參數(shù)定義,對濾波后脈搏波數(shù)據(jù)進行兩次微分處理，獲得其速度脈搏波(Velocity of PPG,VPG)與加速脈搏波(Accelerate PPG,APG)?；谛碾?，脈搏波，速度脈搏波，加速脈搏波波形定義了3個PTT參數(shù)分別為Tf，Tm和Tp,5個脈搏波時間段參數(shù)，分別為Tm_a_e，Tm_b_p，Tm_b_e，Tm_c_e，Tm_d_e。a,b,c,d和e反映了在心跳周期中心血管的舒縮能力[19]，因此基于這些特征點的時間信息，有助于提高基于脈搏波傳播理論預測血壓的精度。在數(shù)據(jù)采集過程中，每位受測者均采集了3分鐘長度波形數(shù)據(jù)。本研究中，針對每一個受測者在提取出每搏周期內(nèi)的特征參數(shù)后取平均值作為受測者特征參數(shù)結(jié)果。

圖2 原始信號與濾波后信號
Fig.2 Original signal and the filtered signal

圖3 基于心電與容積脈搏波的特征參數(shù)定義
Fig 3 Definition of characteristic parameters based on ECG and PPG

3 結(jié)果

由于PTT與血壓之間存在準線性關(guān)系[14]，將上述獲得的Tf，Tm和Tp經(jīng)一元線性擬合收縮壓的結(jié)果如圖4所示。圖4(a)，圖4(b)和圖4(c)擬合的可決系數(shù)R2(coefficient of determination )分別為0.725 4，0.780 8和0.2，R2描述了回歸直線對樣本數(shù)據(jù)的擬合程度，它越接近1表明擬合程度越好。圖4(a)～(c)擬合的均方根誤差(Root Mean Square Error,RMSE)分別為6.305 mmHg，5.634 mmHg和10.76 mmHg，RMSE表明估計值與測量值的估計標準誤差,它越小，表明誤差越小[20]。表2是Tf，Tm和Tp結(jié)合身高利用多元線性回歸擬合血壓的各評估指標，表中平均絕對誤差 (Mean absolute error,MAE)表明估計值與測量值之間的接近程度，它越小，表明估計值與測量值越接近，圖5是PTT、身高擬合收縮壓與血壓計測量方式的Bland-Altman分析，圖6是PTT、身高擬合舒張壓與血壓計測量方式的Bland-Altman分析，它用圖形方式更直觀地表明PTT與身高擬合血壓的方式與血壓計測量的方式有較高一致性。表3是用最優(yōu)脈搏波傳導時間PTTm，身高結(jié)合各加速脈搏波特征擬合血壓的評估指標。

表2 不同PTT與身高擬合血壓Tab.2 BP fitted by PTT and height

圖4 脈搏波傳導時間擬合收縮壓
Fig.4 SBP fitted by PTT

4 討論

由圖4可知，脈搏波傳導時間Tm擬合收縮壓的擬合程度R2最高，RMSE最小，是擬合收縮壓的最優(yōu)脈搏波傳導時間，點M是脈搏波一次微分的最大值點所在的時刻，在一個心跳周期中能夠?qū)呐K收縮期射血速度最大的時刻，能更準確評估心臟射血的強度。

由圖5和圖6可知，PTT和身高擬合血壓與傳統(tǒng)袖帶測量血壓的一致性較高，且三種PTT結(jié)合身高擬合血壓的偏差均值均小于5 mmHg，由表2知，Tf和Tm結(jié)合身高擬合血壓RMSE均小于8 mmHg，說明Tf，Tm結(jié)合身高擬合的血壓結(jié)果符合美國醫(yī)療儀器促進協(xié)會標準，比較表2與圖4的擬合結(jié)果知，最優(yōu)脈搏波傳導時間Tm結(jié)合身高擬合收縮壓可決系數(shù)達到0.805 8，相比單獨用Tm擬合收縮壓的0.780 8有明顯的提高，RMSE也有所降低，所以脈搏波傳導時間與身高擬合血壓比僅用脈搏波傳導時間擬合血壓的擬合程度更好，說明個體身高的加入有利于提升血壓預測性能，對減小個體差異有益。

圖5 不同脈搏波傳導時間結(jié)合身高擬收縮壓的Bland-Altman
Fig 5 Bland-Altman plot ofSBPfitted by different PTT and height

由表3知，APG特征加入擬合血壓的自變量后，擬合程度有所提升，Tm_a_e對于擬合收縮壓的擬合程度有明顯提升，可決系數(shù)達到0.833 6，MAE和RMSE均達到表格中最小值，而Tm_b_e對于擬合舒張壓的擬合程度有明顯提升。血壓是血液對血管壁的側(cè)壓力，收縮壓是心臟收縮中期動脈內(nèi)壓力最高的時候血液對血管內(nèi)壁的壓力，舒張壓是心臟舒張時動脈血管彈性回縮時產(chǎn)生的壓力，因此，血管的生理狀況也是影響血壓的因素，血管硬化也是高血壓的病理基礎之一，脈搏波的形態(tài)學參數(shù)的變化可以反映心血管的生理狀況，加速脈搏波特征波形比脈搏波原波形更能突出脈搏波的細節(jié)特征，加速脈搏波得到的5個特征波，前4個特征波即a,b,c,d分別代表心血管在心臟收縮期所處的不同狀態(tài)，e反應了舒張期的心血管狀態(tài)，它們之間的間隔時間代表著心血管在不同狀態(tài)所持續(xù)的時間，這個時間段正如心電圖的特征波所持續(xù)的時間代表著心臟不同時期的生理狀態(tài)，脈搏波的特征波之間的時間間隔也能從一定程度上反映心血管的生理狀態(tài)。

圖6 不同脈搏波傳導時間結(jié)合身高擬合舒張壓的Bland-Altman
Fig 6 Bland-Altman plot of DBP fitted by different PTT and height

表3 Tm，身高，脈搏波參數(shù)擬合血壓Tab.3 BP fitted by Tm,height,parameters of PPG

5 結(jié)論

本研究基于脈搏波傳導時間估計血壓的理論基礎上，用ECG-PPG獲取了3種脈搏波傳導時間，對比分析找出了用于估計血壓的最優(yōu)脈搏波傳導時間PTTm，結(jié)合脈搏波相關(guān)血液動力學理論，提取了加速脈搏波時域特征參數(shù)，用PTTm、個體身高和加速脈搏波時域特征參數(shù)建立多元線性模型，取得了血壓預測準確性的明顯提升，對無創(chuàng)無袖帶連續(xù)血壓監(jiān)測有重要意義，雖然加速脈搏波特征波形可以更全面地反映收縮期的心血管狀態(tài)，但是不能較好地反映舒張期的狀態(tài)，所以這種預測方法更適合用于預測收縮壓，若要預測舒張壓還需要嘗試提取脈搏波上與舒張期相關(guān)的特征量，達到準確擬合舒張壓的目的。