利用脉搏波传播时间计算动脉血压的研究

孟祥平 刘 兵 邓宝芸 潘 燕 李 桥*

1(山东大学医学院生物医学工程研究所，济南 250012)

2(济南市第四人民医院心内科，济南 250031)

引言

动脉血压(arterial blood pressure，ABP)在心血管疾病的诊断中相对于外周动脉压(如肱动脉压)有明显的优势。目前测量动脉血压的方法主要有两种:一是直接测量，即导管法直接测量动脉内血压，是动脉血压测量的“金标准”。然而导管法为有创测量，不适用于日常应用。另一种方法是间接测量，目前常用脉搏波速度(pulse wave velocity，PWV)或脉搏波传播时间(pulse wave transit time，PWTT)来计算平均动脉压，并推导出收缩压、舒张压、脉压等数值。

1957年Lansdown提出在一定范围内，PWTT和ABP呈线性相关，而且这种关系在一段时期内是相对稳定的［1］。陆渭明的实验也证实了血压和 PWTT之间的高度相关性［2］。对同一个体，PWTT和 ABP之间呈负相关关系，但不同个体之间，表征这一关系的参数是不同的。目前多限于研究在一段有限长的时间内PWTT和 ABP的关系，在长时间内(如24 h以上)当血压大幅度变化时二者是否仍满足固定的线性关系仍有待研究［3－7］。

本研究使用美国麻省理工学院Physionet(http://www.physionet.org/)的 MIMIC 数据库［8］，获取PWTT和动脉血压，分不同时间段构建针对特定个体的血压方程，并由此方程通过PWTT估计动脉血压，并与实际血压值进行比较，验证血压估计的准确性。

1 原理和方法

1.1 脉搏波传播时间和血压的关系

脉搏波传播速度由动脉血管壁的紧张程度决定。当血压比较高时，动脉壁变得紧张，脉搏波的传递变快;当血压比较低时，动脉壁变得松弛，脉搏波的传递变慢。

向海燕提出，如果血管的弹性保持不变，那么血压的变化和脉搏波传导时间的变化成正比［6］。而对于同一个体，其血管弹性在短时间内不会发生大的改变，所以，通过测量脉搏波传递时间的变化，就可以估算出血压的变化。动脉血压BP和脉搏波传播时间PWTT近似关系为

式中，a，b是待定系数。这样，只需要确定 a，b的值就可以确定针对个体的血压方程。

1.2 使用MIMIC数据库计算动脉血压

MIMIC数据库是麻省理工学院应用Hewlett Packard CMS(Merlin)床边监护仪进行数据采集，并通过专用软件建立的数据库，包含72例完整的同步监护数据，包括心电(ECG)、动脉血压(ABP)、光电容积脉搏波(Photoplethysmography，简称 Pleth)、肺动脉压和呼吸等波形数据，平均记录长度40 h。选择MIMIC中同时包含 ECG、ABP和 Pleth的数据共58例，计2 161.7 h，平均37.3 h/例，作为研究数据集。

计算PWTT时，心电QRS波起点采用数据库中注释的QRS波起点，脉搏波起点采用数据库中注释的Pleth信号波形最低点。由于原始的Pleth注释中存在某些波形的明显的错标、漏标等情况，导致计算获得的PWTT存在错误，对每例数据各读取5个小时的信号波形，采用二阶差分最大值结合幅度系数法进行分析［9］，重新标定了 Pleth信号的脉搏波起点，并与原始注释结果进行了比较。原始平均动脉压(MBP)通过数据库中ABP注释的收缩压(SBP)和舒张压(DBP)用经验公式(MBP=DBP+(SBP－DBP)/3)得到。

为消除信号干扰的影响，分别对信号采用不同点数的中值滤波或平滑滤波，并选取信号正态分布的±2σ范围内的数据，以排除孤值点的干扰。

为研究不同时间长度对血压估计的影响，我们把每例数据进行分段处理。分段方法为:1)不分段;2)10 000心搏/段;3)5 000心搏/段;4)2 500心搏/段。对每段数据取前一半数据进行线性回归分析，获取PWTT与MBP的回归方程;用后一半数据进行检验，由PWTT通过回归方程计算血压，并与原始血压值进行比较，计算均方根误差。

2 结果

研究表明，对 MBP和 PWTT数据进行长度为121点平滑滤波，可有效消除一过性干扰和呼吸运动的影响，同时对数据进行正态分布孤值点处理后，对平均动脉压估计的均方根误差最小，如表1所示。

表1 不同数据处理方法结果比较(±σ)Tab.1 Comparison of different data processing methods±σ)

表1 不同数据处理方法结果比较(±σ)Tab.1 Comparison of different data processing methods±σ)

/mmHg均方根误差例数 仅中值滤波/mmHg仅平滑滤波/mmHg中值滤波并孤值点处理/mmHg平滑滤波并孤值点处理58 9.17±4.14 9.14±4.10 8.92±4.09 8.88±4.13

表2列出了不同分段处理时的均方根误差、PWTT与MBP的相关系数(rPWTT)和估计血压与原始血压的相关系数(rBP)。结果表明，将数据分段计算可以有效减小误差，在一定范围内，数据段越短误差越小，估算血压与原始血压的相关性越大(rBP)。

图1和图2分别为不分段和2 500心搏/段计算的动脉血压波形及其与原始动脉血压的差值(编号212数据的一段)。图中横坐标是连续的每一个心搏点，波形是该心搏处相对应的血压值、PWTT和误差。从图中可以明显看出采用2 500心搏/段计算时估计误差明显减小。

表2 数据分段处理结果比较(±σ)Tab.2 Comparison of different data segmentations(±σ)

表2 数据分段处理结果比较(±σ)Tab.2 Comparison of different data segmentations(±σ)

数据不分段 10 000心搏/段 5 000心搏/段 2 500心搏/段均方根误差/mmHg 8.88±4.13 6.51±1.69 5.16±1.37 4.59±1.27 rPWTT －0.28±0.37 －0.36±0.18 －0.38±0.18 －0.35±0.19 rBP 0.34±0.29 0.65±0.19 0.74±0.14 0.79±0.13

图1 2 500心搏/段计算的动脉血压波形。(a)同步比较;(b)前2 000点放大叠加比较Fig.1 Arterial blood pressure estimation using 2 500 heart beats per segment.(a)synchronous comparison;(b)enlarge and overlap comparison of the first 2 000 beats

对58例数据的5个小时的Pleth信号重新标定脉搏波起点，结果表明，采用数据库注释的估计误差为(5.42±2.34)mmHg，重新标定后的误差为(5.15±2.42)mmHg，说明二阶差分结合幅度系数估计脉搏波起点比波形最小值法效果好，但对血压估计的改善效果有限。

为验证结论的有效性，从济南市第四人民医院ICU病房同步采集10例重症监护患者的有创动脉血压、心电和脉搏波信号，其中男5例，女5例，如表3所示。结果表明，通过PWTT估计平均动脉血压的均方根误差为2.72±1.57 mmHg，小于5 mmHg。图3显示了其中一例病例的结果。

图2 不分段计算的动脉血压波形。(a)同步比较;(b)前2 000点放大叠加比较Fig.2 Arterial blood pressure estimation using all heartbeats as a segment.(a)synchronous comparison;(b)enlarge and overlap comparison of the first 2 000 beats

表3 临床同步采集患者数据的动脉血压估计结果Tab.3 Arterial blood pressure estimation using clinical synchronous sampling data

图3 同步采集患者数据动脉血压估计结果。(a)同步比较;(b)叠加比较Fig.3 Arterial blood pressure estimation using synchronoussampling data.(a)synchronous comparison;(b)overlap comparison

3 讨论

目前的研究中可以进行无创伤连续动脉血压的方法主要有脉搏波速法、张力法和恒定容积法等。相比较而言，张力法对测量的位置和角度有严格要求，动脉下必须有骨支撑，测量中必须使探头能准确定位于浅表动脉上，测量期间需保持稳定，且需要其他方法进行校准。恒定容积法通过外加压力使动脉处于无负荷状态，需采用伺服控制系统补偿动脉内容积的变化，保持动脉容积的恒定，从而对伺服控制系统的实时快速反应要求较高，且长时间测量时受静脉充血的影响较大。基于脉搏波传导速度和传播时间的无创连续测量方法能够解决张力法和恒定容积法装置复杂、检测难度大的不足，测量简单易行。

动脉血压和脉搏波传播时间存在着线性负相关关系［2］。然而当进行长时间(如24 h以上)监护时，由于影响血压的因素如心输出量、外周阻力、动脉弹性等变化较大，血压的波动幅度也较大，PWTT并不能完全同步跟踪血压的大幅变化。尤其值得指出的是，由长时间监护数据得到的血压方程与局部的血压变化并不一致，从而导致血压估计产生较大的误差。

与其他研究相比，向海燕等利用流体静压法获得个体化系数进行动脉血压估计，与导管法相比相对误差小于5%［6］。焦学军等利用脉搏波特征参数通过多参数回归分析进行连续血压测量，与张力测定法比较，平均压的测量误差小于5%的占87.6%，收缩压的测量误差小于5%的占85%［9］。Chua等应用心电和指端光电容积脉搏波估计动脉血压，对收缩压和舒张压估计的平均误差分别为±6 mmHg和±4 mmHg［3］。Wong等研究的两种应用脉搏波传播时间估计收缩压的平均误差分别为6.6 mmHg和4.3 mmHg［4］。

不同研究者在分析误差时经常采用的指标分别为相对误差或均方根误差，相比较而言，均方根误差较相对误差条件更加严格，对相同的数据，计算得到的均方根误差比相对误差数值更大一些。计算了所有数据2 500心搏/段的相对误差为(3.89±1.08)mmHg，比均方根误差要小。

通过线性回归分析，建立了个体化的脉搏波传播时间与平均动脉血压之间的回归方程，并求得估计血压与实际血压之间的均方根误差。平均动脉压是反映血压稳定性的重要指标，与收缩压和舒张压之间具有高度相关性。平均动脉血压对研究心输出量、外周阻力等生理指标具有重要意义。利用PWTT同样可以计算收缩压和舒张压，研究表明PWTT和平均动脉压的相关性最好，其次是舒张压，再次是收缩压［10］。总体而言，动脉血压与脉搏波传播时间有明显的相关性，但直接使用脉搏波传播时间估算动脉血压有一定的限制。一方面，分段计算的结果表明，使用脉搏波传播时间估计动脉血压在一定时间范围内，且患者血压变化不太剧烈的情况下，估计效果较好。当血压波动幅度大于30 mmHg时，脉搏波的变化无法同步体现血压的变化，血压估计的准确性明显降低。另一方面，有几例数据的动脉血压变化剧烈，但 PWTT变化不大，这表明PWTT受血管弹性和血压波动的影响，而影响动脉血压变化的因素比较复杂［11］，血压的变化并不能通过与PWTT的简单的线性关系完全表征。

在进行数据处理时，虽然中值滤波对去除一过性干扰效果较好，但当为消除呼吸运动的影响而采用较长的滤波时间窗时，中值滤波会降低对信号细节成分的表达能力，从而增大估计误差。当时间窗较大时，采用平滑滤波效果更好。采用恰当的脉搏波起点检测方法可提高PWTT的计算精确度，从而改善血压估计效果。

研究发现，总体上动脉血压与脉搏波传播时间呈负相关关系，但对某些病例和某些数据段，二者呈现正相关，具体原因有待进一步研究。

4 结论

本研究采用麻省理工学院MIMIC数据库，研究了长时间和血压变动幅度较大时通过脉搏波传播时间估计动脉血压的有效性，应用线性回归方法求得脉搏波传播时间和平均动脉压之间的线性方程，对58例共计2 161.7 h的监护数据进行了研究。结果表明，脉搏波传播时间和动脉血压存在负相关关系，在一定时间范围内，可通过脉搏波传播时间计算平均动脉压，均方根误差小于5 mmHg。对10例临床采集数据的分析同样说明该方法是可行的。今后的研究中尚需对算法进行进一步改进，减小血压估计误差，并深入探讨PWTT和动脉血压的关系机制，提高长时间血压估计的有效性和血压波动剧烈时计算的准确性，提高利用PWTT计算动脉血压的实用性。

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