一种新型血压测量装置设计及其辨识方法的研究

冯学技，邓亲恺，郭劲松，梁妃学

1 广州医学院 基础学院，广州市，510182

2 南方医科大学 生物信息学研究室，广州市，510515

0 引言

血压（Blood Pressure,BP）是反映人体心血管状态的一项重要生理参数，水银血压计和电子血压计是目前临床中血压无创检测（Non-invasive measurement）的两种主要方法。在家庭保健、临床生理监护以及动态血压测量中基于示波法（Oscillometric method）的电子血压计测量越来越普及，其检测方法主要基于脉搏幅值比例系数法和特征点法。前者由统计方法得到，受袖带弹性、脉搏波幅度、平均动脉压、杨氏模量、心率、血管壁黏滞度等生物力学因素影响[1]，测量值较稳定但个体适应性比较差。后者利用脉搏波包络线拐点来确定血压值[2]，由于背景噪声，确定包络线拐点并非易事，以致测量精度不稳定。

基于柯氏音听诊法(Auscultatory method)的水银血压计准确性高，仍为医生所常用，被视为无创血压测量“金标准”，且常作为评估其他无创测量方法的参考[3]，但其存在的问题也很明显：重金属汞污染；不便家庭自测及携带；更重要的是由于环境噪声和测量者的主观性，收缩压和舒张压常常被误判[4]。为了实现听诊法的电子化客观化及无汞化，当前出现了各种不同的基于柯氏音检测装置和音频信号处理识别方法[5-9]，这使得听诊法测量更具客观性和准确性。但这些检测装置仍需外部附加听诊器(拾音器)对人体袖带下的肱动脉皮肤耦合来提取柯氏音信号，仪器装置设计及患者使用上显得过于复杂，测量过程并非完全自动化，只是实现水银血压计“听诊”上的数字化；袖带下直接放置拾音器提取柯氏音也易引入环境噪声，血管搏动及传感器人为位移也影响柯氏音采集的稳定性。

根据柯氏音听诊法的测量原理，作者设计出一种新的基于听诊法的电子血压测量系统：该检测装置完全摒弃了测量时放置在袖带下的外部听诊器，取而代之的则是嵌入在电子血压计装置内部的微小拾音器，它通过连通器直接拾取来自袖带耦合到的柯氏音信号，如图1。显然，由于拾音装置融合在血压计内部本身，不但实现了柯氏音测量的无汞化以及听诊上的数字客观化，同时大大提高了使用上的舒适性和方便性，装置外观及操作与全自动电子血压计无异。血压值检测算法方面，则采用柯氏音与脉搏波信号联合识别的方法，通过对柯氏音进行归类并根据其时相位置来确定血压参数。

图1 测量系统原理框图Fig.1 Detection diagram of Auscultation method

1 基于听诊法的血压测量装置设计

1.1 柯氏音时相原理

1905俄籍生理学家柯洛特可夫（Korotkoff）创立了根据柯氏音时相确定血压值的一种无创血压测量法——听诊法，如图2。其测量过程：袖带充气超出收缩压一定值后以一定速度缓慢放气，当袖带压下降以致压瘪的动脉管打开血液冲击管壁振动，此时放置在肱动脉皮肤上听诊器开始听到“砰”音，为柯氏音I相，此时袖带压为收缩压，接着柯氏音不断增强，为II相，声强达到最大时为III相，湍流在低沉的杂音后可出现“砰”声，为IV相，之后声音变得柔软，最后消失（V相），此时袖带压为舒张压[10]。

图2 听诊法测量原理Fig.2 The principal of Auscultation method

1.2 柯氏音检测系统设计

柯氏音提取采用驻极体拾音器作为传感器：直径6 mm，高5 mm；灵敏度(0.5～10) mV/Pa；输出阻抗1000 Ω；工作电压3 V；工作电流(0.1～1) mA；输出电压0～3.3 V；频率响应20 Hz～20 kHz。

本系统与目前听诊法电子血压计的区别在于传感器拾取信号方式上的不同，如图2，它无需将拾音器放置袖带下的皮肤直接耦合提取信号，而利用固定在仪器内部的传感器通过连通器间接耦合获取。如图3所示，将微型拾音器嵌入连通器一端，用热熔胶等固定密封，引出的信号线与检测电路相连；袖带与连通器另一端相连，它从手臂耦合得到的柯氏音通过连通器被拾音器感知。仪器控制及信号处理的核心采用型号为MSP430F149低功耗单片机，其任务是：气泵气阀的自适应充放气控制；脉搏波信号及柯氏音信号采集；将提取信号进行预处理并通过USB上传PC机，利用Matlab等软件进一步处理分析，柯氏音提取电路如图4。由于柯氏音的频谱主要集中在(20～150) Hz之间[11]，信号采样率设为1000 Hz。

图3 拾音器及连通装置Fig.3 Microphone and cross connection

图4 柯氏音检测电路Fig.4 The circuit of Korotkoff-sound detection

2 柯氏音信号处理及其辨识

2.1 柯氏音信号的处理

采集到的信号包括袖带压信号，脉搏波信号及柯氏音信号，前两者在下位机实现滤波，后者则需Matlab软件进一步处理，柯氏音采集及识别过程如图5所示。如图6所示柯氏音初始信号淹没在脉搏波低频振动及袖带摩擦等噪声中，无法直接进行识别。采集到的柯氏音信号经频谱分析显示其能量集中在20 Hz以下，显然为脉搏振动带来的低频成分，如图7所示。

图5 柯氏音采集及信号识别流程图Fig.5 Flow diagram of Korotkoff-sound acquisition and detection

小波分析在信号处理技术中是门重要而强大的数学工具，与传统的滤波方法相比，具有独特的优势[12]。经小波多分辨率分析（Multiresolution Analysis,MRA），柯氏音主要能量集中在35 Hz附近。根据柯氏音信号特点及小波变换的滤波原理，对其进行滤波处理：先是选取db4小波，将柯氏音信号作四层小波分解，得到包含柯氏音信号能量的cD4低频小波系数，将其他高频及低频系数置零，再用db4对所得系数进行重构，于是得到主要由柯氏音构成的信号，而其他低频脉搏波振动信号及高频摩擦信号得以滤除，信号分解如图8所示。

图6 采集到的柯氏音信号Fig.6 Korotkoff-sound signal acquisition

图7 柯氏音信号的功率谱分析Fig.7 Power spectra analysis of Korotkoff-sound signal

图8 对柯氏音信号进行4层分解简图Fig.8 The diagram of Korotkoff-sound signal decomposition on scale 4

2.2 时相特征的检测与辨识

无创血压值的准确测量在于特征点的可靠识别，水银血压计之所以被视为无创血压测量的“金标准”，是因为柯氏音时相特征与收缩压舒张压有很好对应关系。柯氏音初始信号经滤波处理后可以清楚凸显其时相特征，如图9所示，第一次出现幅度突变信号为柯氏音I相，最终柯氏音信号明显变小或消失为V相，它们对应的袖带压即为收缩压（SBP）和舒张压（DBP）。显然柯氏音的出现和消失即为信号幅值或能量的突然变大或消失，因此柯氏音特征时相的准确识别，关键是对其幅值或能量信号进行检测。

图9 袖带压、脉搏波及柯氏音时相关系Fig.9 The relationship between cuff pressure,pulse signal and Korotkoff-sound phase

柯氏音信号幅度检测：脉搏波与柯氏音均由血液冲击血管所产生，因此时相上具有高度相关性，见图10，首先计算脉搏波峰值位置，然后根据该位置来寻找在一定时间范围内出现的柯氏音信号最大幅度并将其归一化处理，得到与脉搏波对应的柯氏音幅度值：h(n)，表示第n个柯氏音幅值。柯氏音信号能量检测：根据分析每次搏动所产生脉搏波和柯氏音的时序关系，先确定两个相邻脉搏波波峰波谷间的时间宽度T，然后计算在此时间宽度下柯氏音信号总能量：，表示第n个柯氏音对应的总能量，其中b为信号基线。柯氏音信号幅值和能量值经归一化处理得到特征明显的“钟形”状图，如图11所示。

图10 柯氏音时相与脉搏波信号Fig.10 Korotkoff-sound phase and pulse signal

为了更好地识别柯氏音特征点，将归一化的柯氏音幅值和能量值作乘积再取开方，同样得到归一化图，见图11，中间实线为各点数值的平均，大于均值的对应点假设为柯氏音，小于则非柯氏音，将其加权平均，分别得到柯氏音均值与非柯氏音均值（图中虚线）。然后逐点进行计算并类聚（Clustering）：即分别计算与两条虚线的距离，与柯氏音均值距离短归为柯氏音，否则为非柯氏音；当首个归为柯氏音的点Ps即为I时相，对应袖带压为收缩压；最后一个归为柯氏音的点为第四时相，接下来的Pd点为第五时相，对应袖带压为舒张压。

3 验证与讨论

3.1 验证

基于听诊法的水银血压测量是国际上公认的无创血压标准，验证新的血压无创测量方法的优劣性，通常需与水银血压计进行比对试验。为了评估和验证该新型血压测量方法，本试验共征集42名受测者，男27人，女15人，年龄(22～35)岁，身体健康。为了柯氏音的正确判断测量过程在静音室进行，测试对象平静10 min后开始测量。测量过程采用样机与水银血压计同时进行的方法：即利用Y型管将新型血压测量装置与水银血压计连通，同时两测量者戴上双头听诊器进行人工柯氏音判定。水银血压计两组数据取均值后分别得到收缩压和舒张压：SP1、DP1，而样机数据后处理得到的对应值为：SP2、DP2。通过配对t检验（Paired-SamplestTest）和Bland-Altman方法，对实验数据进行统计处理，使用SPSS19.0软件实现。

由统计分析结果可知，水银血压计与样机测量的收缩压相关性为0.983，舒张压的相关性为0.943，二者具有很好的相关性。配对t检验结果，收缩压P=0.587＞0.05；舒张压P=0.278＞0.05，说明两种方法对收缩压和舒张压的测量无显著性差异。配对t检验和相关分析结果只能反映两种测量方法得到的数据之间的密切程度，以及两种测量结果的平均差值是否有显著差异，并不能充分反映它们之间的一致性[13]。为了评价两种仪器测量方法结果的一致性并评估这两种方法能否互相替代，人们常用由Bland JM 和Altman DG于1986年提出的Bland-Altman一致性分析方法[14]，它的基本思想是计算出两种测量结果的一致性界限(limits of agreement)，并用散点图方法直观地反映这一致性界限[15]。如图12所示，两种测量方法所得收缩压和舒张压差值均落在95%的置信区间的虚线内，即一致性界限内。因此，从散点图方面进一步证明两种测量方法之间具有良好的一致性，他们之间从某种意义上说是可以相互替代的。

图12 血压均值-差值散点图Fig.12 Scatter diagram of blood pressure difference-value

3.2 讨论

本文分析了电子血压计特别是基于听诊法电子血压计的特点和不足，设计了一种新的利用嵌入仪器内部微型拾音器拾取袖带所耦合得到的柯氏音的测量方法；根据柯氏音与脉搏波时相一致性原则来确定其时相出现的位置，提出了利用柯氏音信号幅度与能量之积作为特征判断依据并进行时相归类算法；在数据验证上，通过健康人的数据采集和分析初步证明新的测量方法与传统水银方法有很好的一致性。该测量方法不但降低了测量时引入外部噪声的可能性，由于拾音传感器融合在仪器内部本身，大大简化了目前基于听诊法电子血压计设计的复杂性，患者在使用习惯上与普通全自动电子血压计无异，具有同样的舒适度和方便性。

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