基于脉搏波传导时间的连续血压监测系统_白丽红
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动态血压测量［4］可以对血压进行连续性测量， 获知更多的血压数据，能实际反映血压在全天内的 变化规律，对突发性心脑血管疾病的预测及对降压 药的治疗 效 果 评 估 有 重 要 的 意 义［5］。 但 是 其 测 量 间隔为 30 ～ 40 min 一次［6］，对紧急情况的反映也不 是很及时，且 仍 需 对 袖 带 进 行 充 放 气，测 量 装 置 笨 重，不适合日常佩戴，其应用有局限性。
3 实验方法与材料
利用脉搏波传导时间的无创连续血压监测系 统，系统主要由指尖脉搏信号采集及调理电路、三电 极 ECG 信号采集及调理电路、MCU 主控电路以及 相关外围电路组成，见图 1。
实验平台见图 2，实验过程中实验人员均必须 保持静止状态，将三个心电电极放置在如图 1 所示 的 ＲA、LA、ＲL 处，将 PPG 传感器置于右手食指指 尖，并采用黑色弹性指套固定 PPG 传感器。
生物医 Journal of
学工程研究 Biomedical Engineering
Ｒesearch
2014，33（
4）
：
221
～
225
基于脉搏波传导时间的连续血压监测系统*
白丽红，王成 △ ，文苗，张通
（ 上海理工大学医疗器械与食品学院，生物医学光学与视光学研究所，上海 200093）
摘要： 为了实现无创连续血压测量，提出了一种基于脉搏波传导时间（ pulse transit time，PTT） 的连续血 压测量方案。通过同步采集心电（ electrocardiogram，ECG） 信号与光电脉搏波（ photoplethysmograph，PPG） 信 号，以 ECG 的 Ｒ 波峰值点作为 PTT 的开始点，PPG 信号的最大值点作为 PTT 的结束点，得到 PTT，与水银血 压计测得舒张压（ diastolic blood pressure ，DBP） 与收缩压（ systolic blood pressure ，SBP） 进行回归分析，得到了 DBP 和 SBP 的数学模型。利用该方法对 41 名身体健康的青年人进行实验，利用本方案得到的 SBP 与水银 血压计的相关系数为 0． 82，其差值的平均数与标准偏差为 0． 15 ± 2． 05 mmHg； 得到的 DBP 与水银血压计的 相关系数为 0． 73，其差值的平均数与标准偏差为 0． 12 ± 2． 16 mmHg。利用 Bland － Altman 差值法对本系统 血压测量方法与水银血压计测血压方法进行一致性检验，结果显示两种血压测量方法具有很好的一致性。
再建立数学模型，计算公式（ 7） 中 a 和 b 的值。 通过大量人体实验，求得脉搏传导时间 PTT，同时采 用水银血压计测得当前的收缩压与舒张压值，进行 回归分析，计算最合适的待定系数 a 和 b，分别建立 舒张压与收缩压的数学模型 P = a·PTT + b。
后级放大，输入 MCU。 三电极Байду номын сангаасECG 信 号 与 指 尖 PPG 信 号 同 时 送 入
MCU 进行 AD 采样，采样频率为 200 Hz，对两路信 号进行实时采集，并将采集到的信号进行存储，并通 过串口发送到 PC 机。使用 MATLAB 作为软件分析 平台，识别 ECG 信号的 Ｒ 波与 PPG 信号的最大值 点，最终求得延迟时间 PTT。
第4 期
白丽红，等： 基于脉搏波传导时间的连续血压监测系统
223
电信号先要经过输入缓冲电路，提高输入阻抗，使得 信号与放大器输入端达到阻抗匹配，抑制有效信号 的衰减，保证心电信号不失真、无干扰。接着经过前 置放大电路进行放大，前置放大电路具有低噪声、低 漂移、低共模抑制比等性能。连接右腿驱动电路，消
Abstract： To achieve continuous non － invasive blood pressure measurement，a method based on pulse transit time（ PTT） was presented． We got PTT from electrocardiograph（ ECG） and photoplethysmograph（ PPG） ． The start point of PTT on ECG － Ｒ wave point and the stop point of PTT on PPG characteristic point was gotten． The mathematical model of systolic blood pressure （ SBP） and diastolic blood pressure （ DBP） were gotten by making regression analysis between PTT and SBP or DBP measured with a mercury sphygmomanometer． Forty － one healthy young people were studied using this method． The correlation coefficients of SBP and DBP between our system and the mercury sphygmomanometer were 0． 82 and 0． 73，respectively． It was found that the estimated SBP and DBP differed from the reference BP by 0． 15 ± 2． 05 mmHg and 0． 12 ± 2． 16 mmHg，respectively． The Bland － Altman method was used to check the consistency of the blood pressure measured by our system and the mercury sphygmomanometer． The results show that blood pressure measured by this method is good agreed with which measured by mercury sphygmomanometer．
关键词： 血压； 连续监测； 脉搏波传导时间； 光电脉搏波； 心电信号 中图分类号： Ｒ318； TP274 + ． 2 文献标识码： A 文章编号： 1672-6278 （ 2014） 04-0221-05
Continuous Blood Pressure Measurement based on Pulse Transit Time
首先是 ECG 信号采集电路，本系统将医用电极 放置在 ＲA、LA、ＲL 处，从人体体表提取心电信号。 作为心电的信号源，人体源阻抗一般较大，可达几十 kΩ，人体心电信号的大部分有用信号集中在 0． 03 ～ 100 Hz，幅度范围是 0 ～ 4 mV，信号十分微弱，且易 受外界因素干扰，给采集和测量带来了难度。因此， 为了有效地采集到心电信号，从心电电极得到的心
BAI Lihong，WANG Cheng，WEN Miao，ZHANG Tong
（ Biomedical Optics and Optical Ｒesearch Institute ，School of Medical Instrument and Food Engineering， University of Shanghai for Science and Technology，Shanghai 200093，China）
除由人体引入的共模干扰。为了消除工频干扰、基 线漂移及肌电干扰等噪声的影响，再对信号进行 50 Hz 陷波和 0． 03 Hz 的高通和 100 Hz 的低通滤波处 理。考虑到后级 AD 采样电压范围，需将滤波后的 信号经过后级放大及电位抬升。
图 1 系统总体结构图 Fig 1 The overall structure system
采用此方法最关键的问题是解决脉搏波传输时 间的起点和终点，一般可以采用心电信号作为 PTT 时间记录的起点，而在肢体末端设置一个光电传感 器，记录光电容积脉搏波（ PPG） ，通过同步采集三电 极 ECG 信号与指尖 PPG 信号，识别 ECG 信号的 Ｒ 波与 PPG 信号的最大值点，得到延迟时间 PTT，通 过建立 PTT 与血压之间的数学模型，将 PTT 与通过 水银血压计测得舒张压与收缩压进行回归分析，得 到收缩压和舒张压的血压计算公式。并采用水银血 压计测量大量数据进行误差分析，提高测量精度，实 现人体动脉血压的无创连续测量。
* 教育部博士点基金资助项目（ 20123120120012） 。 △通信作者 Email： shhwangcheng@ 163． com
222
生物医学工程研究
第 33 卷
目前最常用的血压检测方法是听诊法和示波 法［2］。传统的 听 诊 法 采 用 听 诊 器 听 取 柯 氏 音 进 行 人体血压测量。此方法简单、快捷，被称为血压测量 的金标准，但是其读数受医生的情绪、听力、环境噪 音、被测者的紧张等一系列因素的影响，易引入主观 误差。目前绝大多数血压监护仪和自动电子血压计 采用了示波法间接测量血压。这两种方法需要使用 袖带冲放气，会给佩戴者带来不适感，且只能间隔性 检测血压，无法对血压进行连续监测［3］。
心脏周期性地射血，血液沿着主动脉流动产生 周期性的脉搏波［7］，这些波形随着离心脏距离的不 同会有 时 间 的 延 迟 （ 即 PTT） ，在 相 同 的 位 置 测 量 PTT，这个时 间 差 的 长 短 可 以 反 映 出 脉 搏 波 的 传 输 速度。动脉内压的增加会使脉搏波沿着动脉传播的 速度增加，PTT 减小，相反 PTT 增长。因此，由脉搏 波的传播速度也可推导出动脉内压，于是反应脉搏 波传输速度的 PTT 可以间接地得到血压值。
P
=
1 ［ln α
L2 ρd hE0
－ 2lnPTT］
（ 5）
对（ 5） 式作 PTT 幂级数展开为：
ln
PTT
=
∑∞ （ n = 1）
（
－
1）
n －1 ·（
pTT － n
1）
n
（ 6）
（ 6） 式一阶近似后带入（ 5） 式可得简化的血压
与 PTT 线性模型：
P = a·PTT + b
（ 7）
其中 a，b 为待定系数，通过实验进行标定。
2 PTT 测量血压的基本原理
1878 年 Moens 与 Korteweg 通过大量的实验，得 到脉搏波传导速度 （ pulse wavevelocity，PWV） ［8］的 公式为：
槡 PW J =
Eh ρd
（ 1）
式中 h 表示动脉血管的管壁厚度； E 是动脉血
管壁的杨氏弹性模量； d 是动脉血管在平衡状态下
Key words： Blood pressure； Continuous measurement； Pulse transit time； Photoplethysmograph； Electrocardiogram
1引言
血压是指血液在血管内流动时对血管壁所施加
的侧压力，它反映了人体心脏和血管功能的重要生 理指标，在疾病诊断、治疗效果观察和进行预后判断 等方面都具有重要的意义［1］。
槡 PWV = E0 heαP ρd
（ 3）
PTT 是指脉搏波从动脉内的某一点传播到远心
端的另外一点所用的时间，假设脉搏波经过长度为
L 的血管，其传输时间为 PTT，传输速度为 PWV，则
有［10］：
PWV
=
L PTT
（ 4）
其中 L 表示动脉两点之间的距离。将（ 3） 式与
（ 4） 式相结合，即得血压 P：
的内径； ρ 是血流的密度。 Hughes 等［9］通过研究发现血压和动脉血管的
弹性模量之间具有以下的关系：
E = E0 eαP
（ 2）
式中 E0 是动脉血管壁压力为零时的血管弹性
模量； P 表示血压； α 表征血管特征的一个量，数值
从 0． 016 ～ 0． 018 mmHg － 1 。
将（ 2） 式代入（ 1） 式可得：
3 实验方法与材料
利用脉搏波传导时间的无创连续血压监测系 统，系统主要由指尖脉搏信号采集及调理电路、三电 极 ECG 信号采集及调理电路、MCU 主控电路以及 相关外围电路组成，见图 1。
实验平台见图 2，实验过程中实验人员均必须 保持静止状态，将三个心电电极放置在如图 1 所示 的 ＲA、LA、ＲL 处，将 PPG 传感器置于右手食指指 尖，并采用黑色弹性指套固定 PPG 传感器。
生物医 Journal of
学工程研究 Biomedical Engineering
Ｒesearch
2014，33（
4）
：
221
～
225
基于脉搏波传导时间的连续血压监测系统*
白丽红，王成 △ ，文苗，张通
（ 上海理工大学医疗器械与食品学院，生物医学光学与视光学研究所，上海 200093）
摘要： 为了实现无创连续血压测量，提出了一种基于脉搏波传导时间（ pulse transit time，PTT） 的连续血 压测量方案。通过同步采集心电（ electrocardiogram，ECG） 信号与光电脉搏波（ photoplethysmograph，PPG） 信 号，以 ECG 的 Ｒ 波峰值点作为 PTT 的开始点，PPG 信号的最大值点作为 PTT 的结束点，得到 PTT，与水银血 压计测得舒张压（ diastolic blood pressure ，DBP） 与收缩压（ systolic blood pressure ，SBP） 进行回归分析，得到了 DBP 和 SBP 的数学模型。利用该方法对 41 名身体健康的青年人进行实验，利用本方案得到的 SBP 与水银 血压计的相关系数为 0． 82，其差值的平均数与标准偏差为 0． 15 ± 2． 05 mmHg； 得到的 DBP 与水银血压计的 相关系数为 0． 73，其差值的平均数与标准偏差为 0． 12 ± 2． 16 mmHg。利用 Bland － Altman 差值法对本系统 血压测量方法与水银血压计测血压方法进行一致性检验，结果显示两种血压测量方法具有很好的一致性。
再建立数学模型，计算公式（ 7） 中 a 和 b 的值。 通过大量人体实验，求得脉搏传导时间 PTT，同时采 用水银血压计测得当前的收缩压与舒张压值，进行 回归分析，计算最合适的待定系数 a 和 b，分别建立 舒张压与收缩压的数学模型 P = a·PTT + b。
后级放大，输入 MCU。 三电极Байду номын сангаасECG 信 号 与 指 尖 PPG 信 号 同 时 送 入
MCU 进行 AD 采样，采样频率为 200 Hz，对两路信 号进行实时采集，并将采集到的信号进行存储，并通 过串口发送到 PC 机。使用 MATLAB 作为软件分析 平台，识别 ECG 信号的 Ｒ 波与 PPG 信号的最大值 点，最终求得延迟时间 PTT。
第4 期
白丽红，等： 基于脉搏波传导时间的连续血压监测系统
223
电信号先要经过输入缓冲电路，提高输入阻抗，使得 信号与放大器输入端达到阻抗匹配，抑制有效信号 的衰减，保证心电信号不失真、无干扰。接着经过前 置放大电路进行放大，前置放大电路具有低噪声、低 漂移、低共模抑制比等性能。连接右腿驱动电路，消
Abstract： To achieve continuous non － invasive blood pressure measurement，a method based on pulse transit time（ PTT） was presented． We got PTT from electrocardiograph（ ECG） and photoplethysmograph（ PPG） ． The start point of PTT on ECG － Ｒ wave point and the stop point of PTT on PPG characteristic point was gotten． The mathematical model of systolic blood pressure （ SBP） and diastolic blood pressure （ DBP） were gotten by making regression analysis between PTT and SBP or DBP measured with a mercury sphygmomanometer． Forty － one healthy young people were studied using this method． The correlation coefficients of SBP and DBP between our system and the mercury sphygmomanometer were 0． 82 and 0． 73，respectively． It was found that the estimated SBP and DBP differed from the reference BP by 0． 15 ± 2． 05 mmHg and 0． 12 ± 2． 16 mmHg，respectively． The Bland － Altman method was used to check the consistency of the blood pressure measured by our system and the mercury sphygmomanometer． The results show that blood pressure measured by this method is good agreed with which measured by mercury sphygmomanometer．
关键词： 血压； 连续监测； 脉搏波传导时间； 光电脉搏波； 心电信号 中图分类号： Ｒ318； TP274 + ． 2 文献标识码： A 文章编号： 1672-6278 （ 2014） 04-0221-05
Continuous Blood Pressure Measurement based on Pulse Transit Time
首先是 ECG 信号采集电路，本系统将医用电极 放置在 ＲA、LA、ＲL 处，从人体体表提取心电信号。 作为心电的信号源，人体源阻抗一般较大，可达几十 kΩ，人体心电信号的大部分有用信号集中在 0． 03 ～ 100 Hz，幅度范围是 0 ～ 4 mV，信号十分微弱，且易 受外界因素干扰，给采集和测量带来了难度。因此， 为了有效地采集到心电信号，从心电电极得到的心
BAI Lihong，WANG Cheng，WEN Miao，ZHANG Tong
（ Biomedical Optics and Optical Ｒesearch Institute ，School of Medical Instrument and Food Engineering， University of Shanghai for Science and Technology，Shanghai 200093，China）
除由人体引入的共模干扰。为了消除工频干扰、基 线漂移及肌电干扰等噪声的影响，再对信号进行 50 Hz 陷波和 0． 03 Hz 的高通和 100 Hz 的低通滤波处 理。考虑到后级 AD 采样电压范围，需将滤波后的 信号经过后级放大及电位抬升。
图 1 系统总体结构图 Fig 1 The overall structure system
采用此方法最关键的问题是解决脉搏波传输时 间的起点和终点，一般可以采用心电信号作为 PTT 时间记录的起点，而在肢体末端设置一个光电传感 器，记录光电容积脉搏波（ PPG） ，通过同步采集三电 极 ECG 信号与指尖 PPG 信号，识别 ECG 信号的 Ｒ 波与 PPG 信号的最大值点，得到延迟时间 PTT，通 过建立 PTT 与血压之间的数学模型，将 PTT 与通过 水银血压计测得舒张压与收缩压进行回归分析，得 到收缩压和舒张压的血压计算公式。并采用水银血 压计测量大量数据进行误差分析，提高测量精度，实 现人体动脉血压的无创连续测量。
* 教育部博士点基金资助项目（ 20123120120012） 。 △通信作者 Email： shhwangcheng@ 163． com
222
生物医学工程研究
第 33 卷
目前最常用的血压检测方法是听诊法和示波 法［2］。传统的 听 诊 法 采 用 听 诊 器 听 取 柯 氏 音 进 行 人体血压测量。此方法简单、快捷，被称为血压测量 的金标准，但是其读数受医生的情绪、听力、环境噪 音、被测者的紧张等一系列因素的影响，易引入主观 误差。目前绝大多数血压监护仪和自动电子血压计 采用了示波法间接测量血压。这两种方法需要使用 袖带冲放气，会给佩戴者带来不适感，且只能间隔性 检测血压，无法对血压进行连续监测［3］。
心脏周期性地射血，血液沿着主动脉流动产生 周期性的脉搏波［7］，这些波形随着离心脏距离的不 同会有 时 间 的 延 迟 （ 即 PTT） ，在 相 同 的 位 置 测 量 PTT，这个时 间 差 的 长 短 可 以 反 映 出 脉 搏 波 的 传 输 速度。动脉内压的增加会使脉搏波沿着动脉传播的 速度增加，PTT 减小，相反 PTT 增长。因此，由脉搏 波的传播速度也可推导出动脉内压，于是反应脉搏 波传输速度的 PTT 可以间接地得到血压值。
P
=
1 ［ln α
L2 ρd hE0
－ 2lnPTT］
（ 5）
对（ 5） 式作 PTT 幂级数展开为：
ln
PTT
=
∑∞ （ n = 1）
（
－
1）
n －1 ·（
pTT － n
1）
n
（ 6）
（ 6） 式一阶近似后带入（ 5） 式可得简化的血压
与 PTT 线性模型：
P = a·PTT + b
（ 7）
其中 a，b 为待定系数，通过实验进行标定。
2 PTT 测量血压的基本原理
1878 年 Moens 与 Korteweg 通过大量的实验，得 到脉搏波传导速度 （ pulse wavevelocity，PWV） ［8］的 公式为：
槡 PW J =
Eh ρd
（ 1）
式中 h 表示动脉血管的管壁厚度； E 是动脉血
管壁的杨氏弹性模量； d 是动脉血管在平衡状态下
Key words： Blood pressure； Continuous measurement； Pulse transit time； Photoplethysmograph； Electrocardiogram
1引言
血压是指血液在血管内流动时对血管壁所施加
的侧压力，它反映了人体心脏和血管功能的重要生 理指标，在疾病诊断、治疗效果观察和进行预后判断 等方面都具有重要的意义［1］。
槡 PWV = E0 heαP ρd
（ 3）
PTT 是指脉搏波从动脉内的某一点传播到远心
端的另外一点所用的时间，假设脉搏波经过长度为
L 的血管，其传输时间为 PTT，传输速度为 PWV，则
有［10］：
PWV
=
L PTT
（ 4）
其中 L 表示动脉两点之间的距离。将（ 3） 式与
（ 4） 式相结合，即得血压 P：
的内径； ρ 是血流的密度。 Hughes 等［9］通过研究发现血压和动脉血管的
弹性模量之间具有以下的关系：
E = E0 eαP
（ 2）
式中 E0 是动脉血管壁压力为零时的血管弹性
模量； P 表示血压； α 表征血管特征的一个量，数值
从 0． 016 ～ 0． 018 mmHg － 1 。
将（ 2） 式代入（ 1） 式可得：