基于心电-脉搏波的无创血压预测方法的研究

陈倩蓉，梁永波，陈真诚,*

(1.桂林电子科技大学 电子工程与自动化学院,广西 桂林 541004;2.桂林电子科技大学 生命与环境科学学院，广西 桂林 541004)

0 引言

据世界卫生组织统计，心血管疾病已经成为威胁人类健康的头号杀手，2015年有1 750万人死于心血管疾病，占全球死亡总数的31%，并表明血压升高是心血管疾病的主要危险因素之一，有效地预防高血压是预防心血管疾病的重要措施[1]。

目前，测量血压(Blood Pressure, BP)的方法主要分为有创和无创两种方式，虽然有创测量方法能连续准确地测量血压，但这种方法不但会给被测者带来痛苦，而且不适合长期测量。无创监测血压的方法更为方便，运用也更为广泛，柯氏音法和示波法就是其中普及程度最高的两类无创血压测量技术，但是这些方法都需要利用袖带的充放气来控制血流的通断，通过柯氏音或压力波来实现收缩压(Systolic Blood Pressure, SBP)与舒张压(Diastolic Blood Pressure,DBP)的检测[2]。由于需要使用充气袖带，仍然无法避免给被测者带来不适，长期频繁地使用还有可能导致静脉充血和动脉破裂，所以虽然这两种方法可以做到无创测量血压，但并不适合连续和长期监测血压，因此，在当前严峻的心血管疾病防控形势下，能够实现更为便捷的无创连续动态血压监测的技术已经成为迫切需求。

Geddes在1981年提出从脉搏波传导时间(Pulse Transit Time,PTT)可以估计血压[3]，Lass等人通过研究表明动脉系统中血压和PTT有着特殊的联系[4]，用PTT测量血压是一种可靠的方法[2]，并且线性回归方法能更准确地量化血压和PTT之间的关系[5]，而PTT可以通过同时采集心电(electrocardiogram,ECG)与脉搏波(phtotplethysmograph,PPG)获取[6]，通过PPG和ECG获取PTT来估计血压成为一种新型的无创连续测量血压的方法，Teng,Dutt等人计算PTT时把ECG的R波作为起点，同一周期的PPG起始点作为PTT终点[7-8]，而Shahrbabaki等人计算PTT时以ECG的R波为起点，以同一周期的PPG一阶微分的最大值点为终点[9]。Maria等人分别以PPG起点和峰值为终点计算了两种PTT并研究它们与心血管疾病的相关性[10]。Baktash等人的研究表明PTT估计血压的方法与示波法一致性较高，但测量精度不够[11]。所以虽然有关ECG-PPG获取PTT的研究很多，但研究者们对于PTT的终点在定义上存在差异，无法对不同PTT在预测血压的效果上做出详细的对比分析。

本研究拟从两个途径尝试提升血压预测的准确度，一方面通过计算多种PTT，对比分析它们在估计血压时的效果差异，选出估计血压的最优PTT；另一方面，个体差异虽无法避免，但可以尽量减小个体差异造成的影响，考虑到基于ECG与PPG的脉搏传输理论在预测血压时传输路径是一个非常重要的因素，考虑身高的因素可能有助于解决个体差异性问题，除此之外，脉搏波特征参数能反应个人的心血管生理病理状况[12]，因此，本研究基于ECG-PPG的脉搏传输理论和脉搏波相关血液动力学理论，实现更为精确的血压计算。

1 基于心电、脉搏波的血压测量理论

Moens和Korteweg在1878年提出脉搏波波速(Pulse wave velocity, PWV)的定义为

(1)

其中，V为PWV，T为PTT，L是血管长度，t是血管厚度，d为血管直径，ρ是血液浓度，E为血管弹性的杨氏模量。Geddes通过研究证明E不是一个常数，并推出

E=E0eαp,

(2)

其中,E0是零压模量，α是一个血管参数，e是自然常数，p是血压，由式(1)和式(2)可得

(3)

说明PTT与血压之间存在密切关系[13-14]。

Bramwell-Hill对脉搏波波速的定义为

(4)

其中，V是血管容积，ΔP是压力的变化，ΔV是容积的变化，ρ是血液密度，又存在

C=ΔV/ΔP,

(5)

式中,C为血管顺应性，所以推出

(6)

再次证明PTT与血压有着密切关系[14]。

PTT与血压有着很强的相关性，并且能通过动脉的近端点和远端点波形的相对时间来估计，通常PTT的计算方法是从ECG的R波到PPG特征点的时间差，心电信号是心脏的整个搏动过程中，心肌细胞兴奋产生微弱电流，电流经人体组织向各个部分传导，在人体体表的各部位表现出不同的电位变化[15]，QRS波是心电波形重要的特征波群[16]。脉搏波是动脉血管随心脏的收缩与舒张产生周期性搏动并不断向前传播形成的[17]，波的形态学信息包含有丰富的心血管系统生理信息，脉搏波的形态学特征量可以作为评价人体心血管生理和病理状况的重要依据[18]。根据脉搏波传播理论，从心电信号产生并控制心脏收缩舒张迸出血液到血液传输至脉搏波检测位置，这一时间参数会由于不同个体心血管状况表现出明显的差异，特别是与动脉血压具有显著相关性[18]。很多研究者基于心电和脉搏波进行了探索研究，证明了这一参数与血压间具有的良好相关性，但同时在脉搏波特征点的选取上存在一定差异，这也导致不同研究者间获得的结果不尽一致。因此，本研究通过对多种脉搏波传导时间预测血压的对比研究，分析了最优的脉搏波传导时间，并结合个体身高与脉搏波中多个时域参数，进一步提高血压预测结果的准确性。

2 实验

2.1 数据采集系统

本研究的采集系统主要包括心电传感器HKD-10A，红外透射式脉搏波传感器HKG-07B，信号调理单元，主控单元和串口与上位机单元。信号调理单元包括光电隔离电路、放大及电平抬升电路。采用标准导联方法结合HKD-10A心电传感器采集心电信号，选用HKG-07B透射式红外脉搏传感器获取受试者左手食指容积脉搏波，系统框图如图1所示。容积脉搏波信号和心电信号采样设置为1 kHz[2]，通过12位模数转换，采集的数据由串口发送至上位机，通过上位机中的LabVIEW界面观测波形，存储数据。

2.2 数据采集与处理

本研究共收集了42名志愿者的心电信号和指端光电容积脉搏波信号，每位志愿者在安静环境室温(25 ℃左右)下休息20 min后，在静息状态下取仰卧位测试1 min，每人测试3次，并将数据存储在上位机中，同时在测试过程中用欧姆龙HEM-7201上臂式电子血压计测量仰卧位左上肢血压3次并保存记录。在数据归档过程中，对患有冠心病等心血管疾病受试者的波形记录予以排除，最后得到30名志愿者的数据，其中包括10名女性和20名男性，受试者生理信息统计如表1。

图1 采集系统
Fig．1 Acquisition system

表1 受试者生理信息统计Tab.1 Physiological information statistics

在生理数据采集过程中，由于信号微弱很容易融入各类噪声，因此，针对心电数据设计了0.5～100 Hz带通滤波器和50 Hz陷波器，针对脉搏波数据设计了0.5～10 Hz带通滤波器，图2(a)和图2(b)分别为所采集的心电与脉搏波原始信号，滤波后的心电与脉搏波信号。

图3表示了基于心电与容积脉搏波的特征参数定义,对滤波后脉搏波数据进行两次微分处理，获得其速度脉搏波(Velocity of PPG,VPG)与加速脉搏波(Accelerate PPG,APG)。基于心电，脉搏波，速度脉搏波，加速脉搏波波形定义了3个PTT参数分别为Tf，Tm和Tp,5个脉搏波时间段参数，分别为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缩能力[19]，因此基于这些特征点的时间信息，有助于提高基于脉搏波传播理论预测血压的精度。在数据采集过程中，每位受测者均采集了3分钟长度波形数据。本研究中，针对每一个受测者在提取出每搏周期内的特征参数后取平均值作为受测者特征参数结果。

图2 原始信号与滤波后信号
Fig.2 Original signal and the filtered signal

图3 基于心电与容积脉搏波的特征参数定义
Fig 3 Definition of characteristic parameters based on ECG and PPG

3 结果

由于PTT与血压之间存在准线性关系[14]，将上述获得的Tf，Tm和Tp经一元线性拟合收缩压的结果如图4所示。图4(a)，图4(b)和图4(c)拟合的可决系数R2(coefficient of determination )分别为0.725 4，0.780 8和0.2，R2描述了回归直线对样本数据的拟合程度，它越接近1表明拟合程度越好。图4(a)～(c)拟合的均方根误差(Root Mean Square Error,RMSE)分别为6.305 mmHg，5.634 mmHg和10.76 mmHg，RMSE表明估计值与测量值的估计标准误差,它越小，表明误差越小[20]。表2是Tf，Tm和Tp结合身高利用多元线性回归拟合血压的各评估指标，表中平均绝对误差 (Mean absolute error,MAE)表明估计值与测量值之间的接近程度，它越小，表明估计值与测量值越接近，图5是PTT、身高拟合收缩压与血压计测量方式的Bland-Altman分析，图6是PTT、身高拟合舒张压与血压计测量方式的Bland-Altman分析，它用图形方式更直观地表明PTT与身高拟合血压的方式与血压计测量的方式有较高一致性。表3是用最优脉搏波传导时间PTTm，身高结合各加速脉搏波特征拟合血压的评估指标。

表2 不同PTT与身高拟合血压Tab.2 BP fitted by PTT and height

图4 脉搏波传导时间拟合收缩压
Fig.4 SBP fitted by PTT

4 讨论

由图4可知，脉搏波传导时间Tm拟合收缩压的拟合程度R2最高，RMSE最小，是拟合收缩压的最优脉搏波传导时间，点M是脉搏波一次微分的最大值点所在的时刻，在一个心跳周期中能够对应心脏收缩期射血速度最大的时刻，能更准确评估心脏射血的强度。

由图5和图6可知，PTT和身高拟合血压与传统袖带测量血压的一致性较高，且三种PTT结合身高拟合血压的偏差均值均小于5 mmHg，由表2知，Tf和Tm结合身高拟合血压RMSE均小于8 mmHg，说明Tf，Tm结合身高拟合的血压结果符合美国医疗仪器促进协会标准，比较表2与图4的拟合结果知，最优脉搏波传导时间Tm结合身高拟合收缩压可决系数达到0.805 8，相比单独用Tm拟合收缩压的0.780 8有明显的提高，RMSE也有所降低，所以脉搏波传导时间与身高拟合血压比仅用脉搏波传导时间拟合血压的拟合程度更好，说明个体身高的加入有利于提升血压预测性能，对减小个体差异有益。

图5 不同脉搏波传导时间结合身高拟收缩压的Bland-Altman
Fig 5 Bland-Altman plot ofSBPfitted by different PTT and height

由表3知，APG特征加入拟合血压的自变量后，拟合程度有所提升，Tm_a_e对于拟合收缩压的拟合程度有明显提升，可决系数达到0.833 6，MAE和RMSE均达到表格中最小值，而Tm_b_e对于拟合舒张压的拟合程度有明显提升。血压是血液对血管壁的侧压力，收缩压是心脏收缩中期动脉内压力最高的时候血液对血管内壁的压力，舒张压是心脏舒张时动脉血管弹性回缩时产生的压力，因此，血管的生理状况也是影响血压的因素，血管硬化也是高血压的病理基础之一，脉搏波的形态学参数的变化可以反映心血管的生理状况，加速脉搏波特征波形比脉搏波原波形更能突出脉搏波的细节特征，加速脉搏波得到的5个特征波，前4个特征波即a,b,c,d分别代表心血管在心脏收缩期所处的不同状态，e反应了舒张期的心血管状态，它们之间的间隔时间代表着心血管在不同状态所持续的时间，这个时间段正如心电图的特征波所持续的时间代表着心脏不同时期的生理状态，脉搏波的特征波之间的时间间隔也能从一定程度上反映心血管的生理状态。

图6 不同脉搏波传导时间结合身高拟合舒张压的Bland-Altman
Fig 6 Bland-Altman plot of DBP fitted by different PTT and height

表3 Tm，身高，脉搏波参数拟合血压Tab.3 BP fitted by Tm,height,parameters of PPG

5 结论

本研究基于脉搏波传导时间估计血压的理论基础上，用ECG-PPG获取了3种脉搏波传导时间，对比分析找出了用于估计血压的最优脉搏波传导时间PTTm，结合脉搏波相关血液动力学理论，提取了加速脉搏波时域特征参数，用PTTm、个体身高和加速脉搏波时域特征参数建立多元线性模型，取得了血压预测准确性的明显提升，对无创无袖带连续血压监测有重要意义，虽然加速脉搏波特征波形可以更全面地反映收缩期的心血管状态，但是不能较好地反映舒张期的状态，所以这种预测方法更适合用于预测收缩压，若要预测舒张压还需要尝试提取脉搏波上与舒张期相关的特征量，达到准确拟合舒张压的目的。