洋洋，陳小惠

　?。暇┼]電大學(xué) 自動(dòng)化學(xué)院，江蘇 南京 210023）

　　摘要：針對(duì)人體血壓無創(chuàng)檢測問題，提出了一種基于心電信號(hào)（Electrocardiogram，ECG）與光電容積脈搏波（Photoplethysmograph，PPG）的血壓測量算法。通過脈搏波傳遞時(shí)間（Plusewave Transit Time，PTT）計(jì)算出收縮壓；將彈性腔模型與脈搏波特征K值模型相結(jié)合，計(jì)算人體舒張壓。實(shí)驗(yàn)中，對(duì)采集到的心電信號(hào)和指尖脈搏信號(hào)進(jìn)行數(shù)字濾波，采用自適應(yīng)特征提取方法對(duì)信號(hào)波形進(jìn)行準(zhǔn)確地分析計(jì)算，實(shí)現(xiàn)血壓的無創(chuàng)連續(xù)監(jiān)測，且計(jì)算結(jié)果與標(biāo)準(zhǔn)儀器測量結(jié)果相比平均誤差小于5 mmHg。

　　關(guān)鍵詞：光電容積脈搏波；脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間；彈性腔模型；特征K值

0引言

　　血壓是人體極為重要的生理參數(shù)，分為收縮壓和舒張壓兩部分，能夠直觀反映出人體心血管功能狀態(tài)。在臨床醫(yī)學(xué)上常用的血壓測量方法主要分為有創(chuàng)檢測和無創(chuàng)檢測［1］。有創(chuàng)血壓檢測技術(shù)主要使用在心臟以及其他重大手術(shù)中，優(yōu)點(diǎn)在于實(shí)時(shí)性好、準(zhǔn)確性高，缺點(diǎn)則是對(duì)人體有一定傷害且不適于日常檢測。在日常檢測中，一般使用無創(chuàng)血壓檢測技術(shù)，常見的方法有動(dòng)脈張力測定法和脈搏波波速法［2］。動(dòng)脈張力測定法是根據(jù)傳感器與動(dòng)脈血液中的壓力成正比，換算得到收縮壓和舒張壓，雖然換算簡單，但是該方法需要借助袖帶充氣來完成，受外界因素影響較大，無法連續(xù)測量。脈搏波波速法則是根據(jù)動(dòng)脈血傳遞的速度來換算血壓，人體的各個(gè)部位都能進(jìn)行檢測。與動(dòng)脈張力法相比，脈搏波波速法測量簡便，準(zhǔn)確性較高，同時(shí)具有對(duì)血壓進(jìn)行長時(shí)間連續(xù)監(jiān)測的特點(diǎn),因此該方法具有廣泛的應(yīng)用前景。

　　本文以波速法為理論基礎(chǔ)，前端采集使用型號(hào)為HKG07B的光電脈搏傳感器和自主研發(fā)的心電模塊。首先對(duì)采集的心電脈搏信號(hào)預(yù)處理，采用自適應(yīng)特征提取方法，計(jì)算出脈搏波傳遞時(shí)間，推算PTT與收縮壓回歸分析方程。利用彈性腔模型和脈搏波特征K值準(zhǔn)確地計(jì)算出舒張壓，實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)無創(chuàng)檢測。

1基本原理

　　1.1信號(hào)測量原理

　　脈搏波波速法等同于測量同一距離內(nèi)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，通常情況下使用一路ECG信號(hào)和一路PPG信號(hào)來測量。

　　臟在每個(gè)心動(dòng)周期中，由起搏點(diǎn)、心房、心室相繼興奮伴隨著生物電變化，通過心電描記從體表引出多種形式的電位變化圖形，得到圖1所示心電圖。

　　在進(jìn)行無創(chuàng)血壓測量時(shí)，血管中血液容積的變化通過PPG信號(hào)來表現(xiàn)。當(dāng)一束特定波長的光照射到手指上時(shí)，光電接收器接收反射或透射的光，接收的光的強(qiáng)弱反映了指端血液成分對(duì)光吸收的多少，再對(duì)光電脈搏波中的交流成分描記，即可得到如圖2所示的PPG信號(hào)［3］。

　　1.2收縮壓測量原理

　　當(dāng)血壓較高時(shí)，動(dòng)脈血管壁相對(duì)緊張收縮，使脈搏波傳遞加快；當(dāng)血壓較低時(shí)，動(dòng)脈血管壁變得松弛，脈搏波傳遞減慢。脈搏波傳遞速度與血管彈性之間的關(guān)系可以使用莫恩斯科特威公式表示［45］:

　　其中，v為脈搏波傳遞速度，g為重力加速度，E為血管壁的彈性模量，a為血管壁厚度，ρ為血流密度，D是平衡狀態(tài)下血管壁內(nèi)徑。血管壁彈性模量與血管壁壓力成指數(shù)關(guān)系：

　　E=E0·eγ·Ps(2)

　　其中，E0是壓力為零時(shí)的彈性模量，Ps為血管壁壓力，將此定義為收縮壓，γ為血管特征量［6］，數(shù)值一般在0.016~0.018 mmHg-1。

　　脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間是指脈搏波通過動(dòng)脈樹從一點(diǎn)傳遞到另外一點(diǎn)所用的時(shí)間，記為PTT，那么脈搏波的傳播速度可以表示為：

　　式(3)中，S是脈搏波傳遞的距離。

　　將式(3)和式(2)代入式(1)中，整理得：

　　假如忽略血壓變化時(shí)動(dòng)脈內(nèi)徑大小和血管壁厚度的改變，式(4)中右邊首項(xiàng)可以看成一個(gè)常量，再對(duì)PTT求導(dǎo)可得：

　　由式(6)可知，收縮壓的變化與脈搏波傳遞時(shí)間PTT呈線性關(guān)系，因此也可簡寫為：

　　Ps=a·PTT+b(7)

　　針對(duì)同一個(gè)被測對(duì)象，在一段時(shí)間內(nèi)，a、b的值為常量。本文把ECG信號(hào)的R波峰值點(diǎn)作為PTT的起始點(diǎn)，脈搏波的波峰作為PTT的終點(diǎn)（圖3所示），通過測量多組PTT值，結(jié)合聽診法得到的收縮壓進(jìn)行線性回歸就可以標(biāo)定出a和b，繼而實(shí)現(xiàn)收縮壓的連續(xù)測量。

　　1.3舒張壓測量原理

　　舒張壓的測量與收縮壓的測量有所不同，舒張壓與脈搏波的傳遞時(shí)間并沒有明顯的線性關(guān)系。為了進(jìn)一步分析舒張壓與脈搏波之間的關(guān)系，引入血管的彈性腔模型［7］，如圖4所示。

　　其中，qin為血液單位時(shí)間的流入量，而qout為血液單位時(shí)間的流出量，V為血管容積，P為主動(dòng)脈內(nèi)的壓力, R為血管的外周阻力，C為動(dòng)脈順應(yīng)性。

　　根據(jù)該模型可以得到舒張壓和收縮壓之間的關(guān)系：

　　式中，Td為脈搏波的下降沿舒張期時(shí)間，可以通過脈搏波數(shù)據(jù)計(jì)算得到。則求舒張壓的未知量就剩血管外周阻力R和順應(yīng)性C。

　　外周阻力和順應(yīng)性的測量需要借助復(fù)雜的醫(yī)療儀器。為了降低測量成本，本文結(jié)合羅志昌［8］等人提出的脈搏特征K值理論，建立外周阻力和順應(yīng)性關(guān)于特征K值與周期T的關(guān)系方程，記為fK,T，則式(8)可表示為：

　　特征K值與心搏輸出量、外周阻力、順應(yīng)性等都有密切關(guān)系，是心血管疾病檢測的一個(gè)重要生理指標(biāo)，因此在臨床上有重要的應(yīng)用價(jià)值。根據(jù)脈搏波波型面積變化將脈搏波特征量K值定義為：

　　式中Pm為平均動(dòng)脈壓，其值為一個(gè)心動(dòng)周期中脈搏壓力P(t)的平均值，Ps，Pd分別為收縮壓和舒張壓（圖5所示）。

　　在實(shí)際計(jì)算中，將PPG信號(hào)的波峰作為Ps，波谷作為Pd，周期內(nèi)信號(hào)的平均幅值作為Pm，即可計(jì)算出特征值K。通過分析數(shù)據(jù)發(fā)現(xiàn)，被測對(duì)象的RC值與KT線性相關(guān)，得到fK,T的線性方程：

　　fK,T=mKT+n(11)

　　與收縮壓的標(biāo)定方法類似，針對(duì)同一個(gè)被測對(duì)象，在一段時(shí)間內(nèi)，m與n的值為常量。

2信號(hào)處理和分析

　　2.1ECG信號(hào)處理

　　人體的心電信號(hào)由一系列的特殊波形組合而成，主要包括P波、QRS波、T波以及以一定概率出現(xiàn)的U波，其中T波出現(xiàn)概率最大且影響最大。為了找到PTT的起始點(diǎn)，即R波波峰位置，需要去除T波干擾。本文采用一階差分的方法來進(jìn)行處理［9］，具體方法如下：

　　假設(shè)心電信號(hào)為數(shù)組x(n),對(duì)數(shù)組x(n)進(jìn)行差分運(yùn)算，得到一階差分?jǐn)?shù)組y1(n):

　　將原始數(shù)組和差分后數(shù)組使用MATLAB進(jìn)行仿真，其效果如圖6所示。原始ECG信號(hào)經(jīng)過一階差分后，基本消除了T波，R波峰值更加明顯，便于后續(xù)特征點(diǎn)檢測。

　　2.2PPG信號(hào)處理

　　脈搏信號(hào)提取時(shí)伴隨較大的隨機(jī)性干擾，信號(hào)毛刺較多，采用滑動(dòng)平均濾波的方法可以有效降低干擾對(duì)整個(gè)脈搏波波型的影響。滑動(dòng)平均濾波方法相對(duì)簡單，既可以在消除噪聲方面當(dāng)作低通濾波器使用，又可以起到類似高通濾波器減緩基線漂移的作用。

　　假設(shè)平均點(diǎn)數(shù)為m，則平均得到的點(diǎn)y(n)的表達(dá)式為：

　　式(13)中，s表示滑動(dòng)平均系數(shù)，n表示數(shù)據(jù)點(diǎn)的位置，x表示滑動(dòng)平均前原始數(shù)值。

　　滑動(dòng)平均點(diǎn)數(shù)m的選取與波型峰值間距和采樣頻率有關(guān)，理論上要求滿足如下關(guān)系：

　　m=峰值間隔時(shí)間/采樣周期

　　但在實(shí)際使用中，信號(hào)采集頻率高，峰值間隔與采樣周期比值較大，可能會(huì)導(dǎo)致滑動(dòng)平均點(diǎn)數(shù)m過大，細(xì)小特征因平滑而消失。為了保證算法的準(zhǔn)確性，在實(shí)驗(yàn)中只要確保濾波以后的波型在各個(gè)波段相對(duì)平滑，毛刺噪聲較少即可。本文中使用m=4的四點(diǎn)平滑濾波，其濾波效果如圖7所示。

　　2.3自適應(yīng)特征點(diǎn)檢測算法

　　得到處理過的信號(hào)數(shù)據(jù)后，需進(jìn)行特征提取，提取對(duì)象主要包括：ECG信號(hào)的R波峰值、PPG信號(hào)波峰和波谷。其中，ECG信號(hào)的R波峰值為周期的極大值，但PPG信號(hào)周期內(nèi)有多個(gè)極大值。因此，本文采用一種自適應(yīng)周期閾值的方法來檢測特征點(diǎn)，確保檢測出的極值點(diǎn)均為周期內(nèi)最大值或者最小值，方法流程如圖8。

3實(shí)驗(yàn)結(jié)果與分析

　　為檢驗(yàn)算法的準(zhǔn)確性，選4名年齡均為23~30周歲的測試者（分別用A,B,C,D表示）進(jìn)行測試，測試過程分兩步，首先測試得到被測者的各項(xiàng)回歸方程系數(shù)。在此過程中，分別同步采集20組測試者不同狀態(tài)下的PPG、ECG數(shù)據(jù)，計(jì)算出PTT、K等參數(shù)，采用OMRON電子血壓計(jì)進(jìn)行擬合，計(jì)算出收縮壓的線性方程和被測對(duì)象的RC值與KT的線性關(guān)系方程。第二步，通過標(biāo)定數(shù)據(jù)，對(duì)被測對(duì)象進(jìn)行血壓連續(xù)監(jiān)測，與電子血壓計(jì)進(jìn)行比對(duì)，驗(yàn)證其準(zhǔn)確性。

　　圖9、圖10是以被測者A為例，對(duì)收縮壓線性擬合和RC與KT相關(guān)性擬合示意圖。

　　由圖9、10可知，對(duì)收縮壓和脈搏傳導(dǎo)時(shí)間、RC值與KT進(jìn)行曲線擬合，其擬合優(yōu)度R2均大于0.85，說明具有較強(qiáng)的線性關(guān)系。因此，可以通過該線性關(guān)系，得出測試者相關(guān)標(biāo)定系數(shù)，然后展開連續(xù)血壓監(jiān)測。

　　圖11展示了A、B、C、D四位測試者采用兩種血壓測量方法測量各10組數(shù)據(jù)的對(duì)比，從圖中可以看出收縮壓和舒張壓的兩條折線整體走勢一致，具有很好的一致性。

　　為了更加準(zhǔn)確地驗(yàn)證測量方法的一致性，采用BlandAlterman方法［10］來進(jìn)行驗(yàn)證。驗(yàn)證結(jié)果如圖12所示，其中橫坐標(biāo)表示測量血壓的平均值，縱坐標(biāo)表示測量血壓的差值。上下兩條虛線代表5%的相對(duì)誤差。從圖中可以看出，兩者之間的血壓差值主要集中在±5%這個(gè)區(qū)域，兩者之間的平均差值小于5 mmHg，本文方法與袖帶式電子血壓計(jì)的測量方法具有良好的一致性，可以作為無創(chuàng)連續(xù)測量血壓的一種。

4結(jié)論

　　本文提出一種利用PPG與ECG信號(hào)準(zhǔn)確測量血壓的算法，該方法采用自適應(yīng)特征提取兩路信號(hào)的特征點(diǎn)，利用已有的波速法測量收縮壓，將脈搏波的特征K值與彈性腔模型結(jié)合測量舒張壓，通過與袖帶式電子血壓計(jì)測量結(jié)果比對(duì)，平均偏差小于美國醫(yī)療促進(jìn)協(xié)會(huì)建議的5 mmHg，驗(yàn)證了該方法的可行性，為無創(chuàng)連續(xù)血壓測量提供了新的方法。

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