王璐，徐禮勝，紀(jì)寧，齊林，郝麗玲

東北大學(xué) a.計算機(jī)科學(xué)與工程學(xué)院；b.中荷生物醫(yī)學(xué)與信息工程學(xué)院，遼寧 沈陽 110169

引言

心腦血管疾病已成為危害人類健康的第一大殺手。人們通常將肱動脈壓作為高血壓診斷及療效評價的標(biāo)準(zhǔn)，然而，一些中心動脈壓實驗證明了中心動脈壓作為人體一些疾病的獨立預(yù)測因子優(yōu)于外周血壓[1-4]。

目前中心動脈壓力波形測量的方法分為有創(chuàng)法和無創(chuàng)法。有創(chuàng)法是測量中心動脈壓力波形的“金標(biāo)準(zhǔn)”，但其操作復(fù)雜，費用昂貴，同時給病人帶來痛苦和風(fēng)險?，F(xiàn)已應(yīng)用于臨床的無創(chuàng)測量方法一般有替代法和傳遞函數(shù)法。替代法用頸動脈脈搏波替代中心動脈脈搏波，但頸動脈脈搏波測量困難。法國AlamMedical公司的Complior采用替代法，通過頸壓式的張力脈搏傳感器測量人體頸動脈脈搏波，近似等于中心動脈脈搏波，最后通過袖帶測得的肱動脈壓進(jìn)行校準(zhǔn)，獲得中心動脈壓。傳遞函數(shù)法用外周動脈脈搏波，通過傳遞函數(shù)重建中心動脈脈搏波，測量方便。在市場應(yīng)用較廣泛的澳大利亞AtcorMedical公司的SphygmoCor系統(tǒng)和日本OMRON公司的HEM-9000AI，采用傳遞函數(shù)法。SphygmoCor系統(tǒng)通過手持式的脈搏傳感器采集橈動脈脈搏波來估計中心動脈脈搏波，最后通過波形分析得到中心動脈的收縮壓和舒張壓等生理參數(shù)。但是，一般的傳遞函數(shù)法需要事先建立先驗函數(shù)和模型，而且還忽略了人體心血管系統(tǒng)的時變性和個體間的差異。因此研發(fā)價格低廉、精度較高的中心動脈壓力波形無創(chuàng)測量設(shè)備對于心血管疾病的預(yù)防與控制具有重要意義。

近年來對于無創(chuàng)測量中心動脈壓的研究主要集中于改進(jìn)或?qū)Ρ确治鰪V義傳遞函數(shù)法與個性化傳遞函數(shù)法對中心主動脈的重建估計效果。2013年Hahn[5]用橈動脈—中心主動脈的全個性化、半個性化、非個性化三種傳遞函數(shù)進(jìn)行中心主動脈壓重建估計的對比，分析結(jié)果推薦使用全個性化傳遞函數(shù)；2016年Jiang等[6]構(gòu)建了一個基于粘性流體動力學(xué)理論的個性化人體主動脈網(wǎng)絡(luò)傳遞函數(shù)模型，并據(jù)此進(jìn)行中心主動脈重建估計，結(jié)果證明比傳統(tǒng)的廣義函數(shù)和滑動平均方法具有更好的表現(xiàn)性能；2015年Krivoshei等[7]利用基于腕關(guān)節(jié)生物電阻抗的廣義傳遞函數(shù)法進(jìn)行無創(chuàng)中心主動脈重建估計，并與有創(chuàng)測量金標(biāo)準(zhǔn)對比，還探討了心率變異性對重建結(jié)果的影響；2015年P(guān)eng等[8]利用廣義傳遞函數(shù)法，對182名高血壓患者分別使用澳大利亞AtCor公司的袖帶式Sphygomocor Xcel設(shè)備和橈動脈血壓計進(jìn)行中心主動脈重建，對比分析得到的收縮壓、舒張壓、增強指數(shù)等指標(biāo)差異；2016年Yao等[9]利用基于峰值共振頻率修正的肱動脈—主動脈廣義傳遞函數(shù)設(shè)計了自適應(yīng)傳遞函數(shù)，實現(xiàn)了對26名心臟插管手術(shù)中的病人的中心主動脈壓估計；2017年Buxi等[10]采用基于生物電阻抗估計的脈搏傳導(dǎo)時間和連續(xù)波雷達(dá)傳感器的新方法實現(xiàn)對非袖帶式的中心主動脈壓估計。

而盲辨識技術(shù)無需知道系統(tǒng)先驗?zāi)Ｐ?，僅通過系統(tǒng)的輸出即可辨識出系統(tǒng)模型、參數(shù)及系統(tǒng)輸入信號。因此假定人體心血管系統(tǒng)是短時時不變的線性系統(tǒng)，可以將盲辨識技術(shù)應(yīng)用于心血管系統(tǒng)的辨識。2004年Zhang等[11]將盲辨識技術(shù)引入應(yīng)用于無創(chuàng)心血管系統(tǒng)監(jiān)測，2005年Mccombie等[12]通過多通道盲辨識技術(shù)實現(xiàn)基于拉蓋爾模型的雙路外周動脈脈搏波重建中心主動脈脈搏波，2007年Swamy等[13]通過多通道盲辨識技術(shù)從測量獲得的多個外周動脈脈搏波反卷積得到中心動脈脈搏波，具有較好的效果。盲辨識技術(shù)無需知道系統(tǒng)先驗?zāi)Ｐ?，僅通過系統(tǒng)的輸出即可辨識出系統(tǒng)模型、參數(shù)及系統(tǒng)輸入信號。因此假定人體心血管系統(tǒng)是短時時不變的線性系統(tǒng)，可以將盲辨識技術(shù)應(yīng)用于心血管系統(tǒng)的辨識。2008年Swamy等[14]利用盲辨識技術(shù)擬合Windkessel模型，進(jìn)一步取得較好的重建成果。盲辨識法可克服傳統(tǒng)傳遞函數(shù)法需建立先驗函數(shù)或模型的缺點，實現(xiàn)心血管系統(tǒng)的個性化辨識和心血管系統(tǒng)輸入的動態(tài)重建，對于中心動脈壓力波形的無創(chuàng)測量具有重要的理論意義。

本研究旨在開發(fā)一種中心動脈壓無創(chuàng)監(jiān)測系統(tǒng)，該系統(tǒng)通過袖帶自動無創(chuàng)測量體表外周動脈（如橈動脈、股動脈和肱動脈等）的脈搏波，通過盲辨識算法重建中心動脈脈搏波，并通過袖帶測量的肱動脈壓校正中心動脈壓，從而達(dá)到中心動脈壓力波形的無創(chuàng)檢測，并最終實現(xiàn)心血管系統(tǒng)功能的評估。

1 無創(chuàng)中心動脈壓監(jiān)測系統(tǒng)介紹

本研究設(shè)計了一種基于兩路外周動脈脈搏波的中心動脈脈搏波監(jiān)測系統(tǒng)，該系統(tǒng)由兩個子系統(tǒng)組成，分別為袖帶式外周血壓測量與雙路脈搏波采集子系統(tǒng)、中心動脈壓力波形重建子系統(tǒng)。前者實現(xiàn)了外周血壓測量和雙路脈搏波采集；后者實現(xiàn)了中心動脈脈搏波重建、校正及特征解析。兩個子系統(tǒng)之間通過串口進(jìn)行數(shù)據(jù)交換。

在袖帶式外周血壓測量與雙路脈搏采集子系統(tǒng)中，通過實現(xiàn)對袖帶充放氣的控制、數(shù)據(jù)A/D轉(zhuǎn)換和串行通信、充氣式袖帶可采集多處動脈的脈搏波（橈動脈、肱動脈、股動脈等），使集成氣體壓力傳感器可以對袖帶內(nèi)氣體壓力進(jìn)行檢測，得到脈搏波信號和袖帶壓信號。系統(tǒng)通過單片機(jī)的串口與中心動脈壓重建子系統(tǒng)進(jìn)行通信，實現(xiàn)系統(tǒng)整體數(shù)據(jù)的傳輸和控制。

在中心動脈壓重建子系統(tǒng)中，通過采用ARM開發(fā)板，實現(xiàn)對整個系統(tǒng)的控制，SD卡存儲采集到的兩路外周動脈脈搏波數(shù)據(jù)和估計的中心動脈壓力波形數(shù)據(jù)。

2 系統(tǒng)設(shè)計與實現(xiàn)

2.1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)設(shè)計

2.1.1 外周血壓測量與雙路脈搏采集子系統(tǒng)設(shè)計

該系統(tǒng)實現(xiàn)的功能主要有：① 示波法中的幅度系數(shù)法測量血壓；② 通過雙袖帶同時測量雙路脈搏波；③ 通過串口進(jìn)行系統(tǒng)控制和傳輸血壓與雙路脈搏波數(shù)據(jù)。

設(shè)計的系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)框圖，見圖1。系統(tǒng)主要由3部分組成：① 壓力采集與模擬信號放大濾波電路，該電路的主要功能是將氣體壓力轉(zhuǎn)換為電信號，并加以處理使之適合后續(xù)A/D轉(zhuǎn)換；② 充氣控制、血壓計算和脈搏波采集電路，電路以單片機(jī)為核心，主要負(fù)責(zé)壓力信號與脈搏波信號的A/D轉(zhuǎn)換、數(shù)據(jù)傳輸和血壓計算，還負(fù)責(zé)對氣路系統(tǒng)發(fā)送控制信號，保證氣路系統(tǒng)的正常運轉(zhuǎn)；③ 氣路系統(tǒng)，氣路系統(tǒng)由氣泵、快速氣閥、慢速氣閥、三通閥、袖帶組成，由單片機(jī)負(fù)責(zé)氣路的控制。

2.1.2 基于ARM的中心動脈壓重建子系統(tǒng)設(shè)計

中心動脈壓重建子系統(tǒng)采用ARM處理器，子系統(tǒng)的功能框圖，見圖2。主要包括脈搏波的數(shù)字信號處理、中心動脈脈搏波的重建、中心動脈壓的校正以及系統(tǒng)控制和用戶管理的功能。另外，系統(tǒng)各功能間的切換通過觸摸屏完成；通過LCD屏實時顯示采集的外周動脈脈搏波以及重建的中心動脈脈搏波，并儲存在SD卡的不同用戶文件中，方便不同用戶的管理與使用。

圖1 袖帶式外周血壓測量與雙路脈搏采集子系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖

圖2 中心動脈壓重建子系統(tǒng)功能框圖

2.2 系統(tǒng)硬件實現(xiàn)

2.2.1 外周血壓測量與雙路脈搏采集子系統(tǒng)實現(xiàn)

外周血壓測量與雙路脈搏采集子系統(tǒng)的第一個模塊為壓力采集與模擬放大濾波電路。本系統(tǒng)通過袖帶測量外周動脈血壓，由于血壓測量范圍一般在0～300 mmHg，因此選用美國Freescale公司的MPX系列硅壓力傳感器MPXV5050GP，該傳感器適用于醫(yī)療器械和氣體壓力控制等領(lǐng)域，具有非常高的精度和線性度，其內(nèi)部含有溫度補償和放大的功能。通過MPXV5050GP壓力傳感器輸出的模擬電信號將輸入兩個模擬信號調(diào)理電路，分別是袖帶內(nèi)脈搏震蕩波采集調(diào)理電路和外周動脈脈搏波采集調(diào)理電路。前者采用一個0.6～6.4 Hz的二階巴特沃斯帶通濾波器，采集袖帶內(nèi)脈搏震蕩波并濾波以用于后續(xù)外周血壓的計算；后者采用一個0.1～40 Hz的二階巴特沃斯帶通濾波器對外周動脈脈搏波進(jìn)行采集并濾波，以用于后續(xù)中心動脈脈搏波的重建。兩個模擬信號調(diào)理電路均選用高精度雙運算放大器OPA2277，并設(shè)置電路放大倍數(shù)為31，以保證最終輸出電壓在A/D可轉(zhuǎn)換范圍內(nèi)達(dá)到最大分辨率。

外周血壓測量與雙路脈搏采集子系統(tǒng)的第二個模塊為高精度模數(shù)轉(zhuǎn)換電路。為使采集得到的外周動脈脈搏波信號保留更多信息，本系統(tǒng)采用德州儀器的24位高精度、低噪聲模數(shù)轉(zhuǎn)換器ADS1256，其可為微弱信號采集提供高分辨率的測量方案。由于ADS1256通過SPI總線與控制器進(jìn)行通信，因此本系統(tǒng)使用Tiny6410自帶的SPI總線接口對其進(jìn)行控制，并根據(jù)奈奎斯特定理將脈搏波信號采樣頻率設(shè)定為100 Hz。當(dāng)一次A/D轉(zhuǎn)換完成后，發(fā)送讀數(shù)據(jù)指令讀出轉(zhuǎn)換數(shù)據(jù)。

外周血壓測量與雙路脈搏采集子系統(tǒng)的第三個模塊為氣路系統(tǒng)及驅(qū)動電路。選用型號為R-14A221的MITSUMI微型氣泵，其額定電壓為6 V，額定電流為450 mA；微型快速放氣泵為CONJOIN，型號為CJV13-A06A1，額定電壓為6 V，額定電流為60 mA；微型兩位三通氣閥為OKD，型號為0520ST，額定電壓為6 V，額定電流為16 mA。由于MCU輸出電流相對氣泵、兩位三通閥和快速放氣閥的工作電流來說較小，MCU不能直接驅(qū)動氣泵和氣閥工作，因此本系統(tǒng)采用達(dá)林頓管ULN2803芯片驅(qū)動工作。ULN2803的額定最大輸出電壓為50 V，最大輸出電流為500 mA，可同時驅(qū)動8路信號工作，且其內(nèi)部含有的二極管可保護(hù)達(dá)林頓管。由于微型氣泵和電磁閥均屬于感性原件，為避免它們對MCU產(chǎn)生干擾，本系統(tǒng)采用光電耦合器件TLP521進(jìn)行隔離。

2.2.2 基于ARM的中心動脈壓重建子系統(tǒng)的實現(xiàn)

本系統(tǒng)采用三星公司的S3C6410芯片作為主處理器的Tiny6410開發(fā)板，該處理器是基于ARM11的架構(gòu)，擁有16/32位精簡指令集，成本低、功耗小、性能高，采用了ARM1176JZF-S的內(nèi)核，主頻533 Hz，最高主頻為667 MHz，還具有16 kB的指令數(shù)據(jù)緩存與指令數(shù)據(jù)。該開發(fā)板提供了很多硬件外設(shè)接口，如本系統(tǒng)設(shè)計中使用的觸摸屏、LCD顯示屏、按鍵、SPI接口、SD存儲、RTC、定時器等。考慮到要在該開發(fā)板實現(xiàn)系統(tǒng)所有功能，因此該開發(fā)板移植了uC/OS-II嵌入式系統(tǒng)。

2.3 系統(tǒng)軟件設(shè)計

2.3.1 數(shù)字濾波算法

在數(shù)據(jù)采集過程中，存在電源噪聲和外部干擾噪聲，這些噪聲會對血壓判定的精度產(chǎn)生影響；考慮到算法的嵌入式執(zhí)行，本設(shè)計采用了一種簡單的固定權(quán)值濾波器，使袖帶壓力曲線更平滑。

2.3.2 基于峰值擬合的變幅度系數(shù)法

目前無創(chuàng)血壓的測量最主要的方法是示波法、柯氏音法。相對于柯氏音法，示波法因為其具有較好的客觀性和重復(fù)性，成為電子血壓計的首選。因此，本項目采用基于示波法原理的幅度系數(shù)法。它將脈搏震蕩波的幅值與其最大幅值相比進(jìn)行歸一化處理，通過對應(yīng)的系數(shù)來識別收縮壓與舒張壓。在放氣過程中，脈搏震蕩波幅度的增大時，震蕩波幅度與最大幅度的比值發(fā)生變化，有一個時間點的比值為Ks時，那么這時對應(yīng)的袖帶壓力就是收縮壓；隨后，經(jīng)過MAP后，脈搏震蕩波幅度減小時，當(dāng)某一個時刻為Kd時，對應(yīng)的袖帶壓力就為舒張壓。幅度系數(shù)法需要選擇合適的特征系數(shù)Ks、Kd來計算血壓。為了增強幅度系數(shù)法的個體化性能，本設(shè)計選用由Moraes等[15]提出的，根據(jù)平均壓的大小決定Ks、Kd的方法。

2.3.3 盲辨識CR算法

將心血管系統(tǒng)視為一個單輸入多輸出（SIMO）系統(tǒng)，見圖3。由于心血管系統(tǒng)的復(fù)雜的特性，本文假設(shè)心血管系統(tǒng)的各個分支血管之間存在足夠的不同，因此人體體表的不同位置的兩路脈搏信號之間不存在公共的零點，可以通過相應(yīng)的傳感器（本設(shè)計采用袖帶和氣壓傳感器）來采集足夠長的體表不同位置的脈搏波信號數(shù)據(jù)。

圖3 SIMO盲辨識算法應(yīng)用到心血管系統(tǒng)示意圖

綜上所述，可以認(rèn)為心血管系統(tǒng)滿足通道的可辨識條件，因此利用盲辨識算法就可以辨識出各FIR通道的參數(shù)，結(jié)合最小二乘法和頻域變換法重建出中心動脈脈搏波，然后校正中心動脈脈搏波，最終得到中心動脈壓。

該模型的所有通道都是由同一輸入驅(qū)動的，這樣就可以對兩路外周脈搏波運用基于輸出信號互相關(guān)信息的兩種算法（CR或TSML算法）即可實現(xiàn)各通道FIR系數(shù)的估計[13-15]?？紤]到算法的復(fù)雜性與嵌入式實現(xiàn)的可行性，本文采用一種基于輸出信號互相關(guān)信息的算法，即時域CR算法。CR算法估計中心動脈壓的步驟如下：

（1）根據(jù)兩通道測量信號的交叉關(guān)系，建立輸出信號P1、P2與兩通道參數(shù)h1和h2的具有未知尺度系數(shù)的線性方程組。

兩通道測量信號的交叉關(guān)系方程可以表示為：

上式可用矩陣表示為：

其中，t=L-1, …,N-1，e(t)為系統(tǒng)的噪聲或模型的誤差。L表示該系統(tǒng)兩個通道FIR模型的階數(shù)，N則表示兩通道輸出信號P1和P2的采樣點個數(shù)。為了計算方便，本文設(shè)定兩個通道的L和N都相等。

（2）確定兩通道FIR模型的階次和系數(shù)h1、h2。FIR模型階次的估計方法為：① 將通道的階次L設(shè)為最大值15（假定15階的FIR模型包含了真正的通道階數(shù)），根據(jù)步驟①得到該階次下的矩陣PL；② 求解矩陣PL的自相關(guān)矩陣RL=PLTPL，對矩陣根據(jù)RL進(jìn)行奇異值分解（SVD）；③選擇最佳的階次，Swamy提出了一種階次確定方法，即取階次為特征值總數(shù)的一半（特征值為奇數(shù)時取整），且特征值至少為最大特征值的5%[14]。此階次估計方法需要計算全部的特征值并比較，用于觀測特征值對于矩陣影響的大小，實現(xiàn)起來相對復(fù)雜，在嵌入式系統(tǒng)實現(xiàn)較困難。因此，本系統(tǒng)采用手動調(diào)節(jié)模型階次。

（3）通過求得的兩個通道FIR模型參數(shù)，根據(jù)頻域變換的原理估計中心動脈脈搏波。求出兩個通道的FIR模型參數(shù)以后，可根據(jù)線性時不變系統(tǒng)輸入輸出的關(guān)系以及卷積的性質(zhì)完成對中心動脈脈搏波的估計。

（4）校正估計的中心動脈壓。由于盲辨識算法具有不確定性，因此通過其得到的中心動脈壓力波形的幅值會被一定程度的放大或縮小，需要對估計的中心動脈壓力波形進(jìn)行校正。這里認(rèn)為脈搏波在傳導(dǎo)過程中無能量損失，依據(jù)Poiseuille’s定律，外周動脈壓的平均值與中心動脈壓的平均值基本一致，故使用式(3)對估計的中心動脈壓進(jìn)行校正。

其中，P1(t)為實測的外周動脈壓（一般用肱動脈壓），Pa(t)為通過盲辨識算法估計的中心動脈壓，而P*a(t)即為校正后的中心動脈壓。然后根據(jù)動脈脈搏波信號的特點，可以很容易得到中心動脈的收縮壓、舒張壓等。

3 系統(tǒng)性能測試方案設(shè)計

3.1 血壓測量實驗方案和流程

目前，美國AAMI標(biāo)準(zhǔn)與英國BHS標(biāo)準(zhǔn)是在血壓計性能的評估方面廣泛使用的兩個標(biāo)準(zhǔn)。AAMI-SP10 2002標(biāo)準(zhǔn)的要求是：與柯氏音法對照，誤差平均值在±5 mmHg之內(nèi)，誤差標(biāo)準(zhǔn)差在8 mmHg以內(nèi)[16-17]。本實驗對于血壓計準(zhǔn)確性評估選用AAMI標(biāo)準(zhǔn)進(jìn)行。

本血壓測量實驗方案設(shè)計如下：選取10名志愿者（青年男女各5名）進(jìn)行血壓測量。在安靜的室溫環(huán)境下，同一觀察者使用本系統(tǒng)和汞柱血壓計分別對10名志愿者進(jìn)行肱動脈血壓測量，計算兩組測量結(jié)果間收縮壓的標(biāo)準(zhǔn)差與舒張壓的標(biāo)準(zhǔn)差，將計算結(jié)果與國際血壓計評估標(biāo)準(zhǔn)對照，對本系統(tǒng)的準(zhǔn)確性做出評估。

首先受試者在測試之前需在安靜狀態(tài)下休息5 min，然后以柯氏音法測得血壓記為P1，隨后再休息3 min，用本文設(shè)計的系統(tǒng)測得血壓值記為P2，隨后再休息3 min再用水銀血壓計重新測量一遍，得到的血壓值記為P11，將汞柱血壓計兩次測量的平均值，即(P1+P11)/2，作為血壓計最終測量值。

3.2 中心動脈壓重建實驗方案和流程

據(jù)澳大利亞AtCor醫(yī)療公司的技術(shù)說明中，Pauca等[18]通過與有創(chuàng)實驗對比，得到由無創(chuàng)中心動脈壓檢測與心血管參數(shù)評估設(shè)備SphygmoCor系統(tǒng)推算出的中心動脈壓值和有創(chuàng)測量所得的中心動脈壓的差異如下（形式為平均誤差±標(biāo)準(zhǔn)差）：收縮壓（0.0±4.4）mmHg，舒 張 壓（0.6±1.7）mmHg， 脈 壓（-0.7±4.2）mmHg，平均壓（-0.5±2.0）mmHg。有研究通過SphygmoCor設(shè)備與有創(chuàng)測量結(jié)果進(jìn)行對比，測試52個患者后，得到SphygmoCor測得的收縮壓的差異為0.77±14[19]。以上數(shù)據(jù)均可說明SphygmoCor系統(tǒng)無創(chuàng)重建中心主動脈精度與有創(chuàng)測量金標(biāo)準(zhǔn)十分接近，誤差小，因此為評估本系統(tǒng)重建結(jié)果的準(zhǔn)確性，本文將其作為本系統(tǒng)無創(chuàng)動態(tài)重建中心主動脈性能評判驗證的參考。SphygmoCor系統(tǒng)檢測中心動脈壓也需要使用外周動脈血壓作為系統(tǒng)的輸入?yún)?shù)，但其無法主動檢測外周動脈血壓，因此使用本系統(tǒng)作為外周動脈血壓測量設(shè)備。

實驗中選取10名身體健康的志愿者（青年男女各5名）作為被測對象。實驗中，首先讓10位受試者在安靜狀態(tài)下休息10 min，接著將兩路袖帶分別放置于上肢肱動脈和下肢股動脈，使用本系統(tǒng)的血壓測量功能測量受試者的肱動脈收縮壓、舒張壓和平均壓，然后利用本系統(tǒng)測量受試者的中心動脈脈搏波波形、收縮壓和舒張壓，之后使用SphygmoCor系統(tǒng)測量受試者的中心動脈壓。

4 結(jié)果及分析

4.1 血壓測量實驗結(jié)果及分析

按照本文所述的血壓測試方案，分別得到由本系統(tǒng)與汞柱血壓計測得的10名受試者的肱動脈收縮壓和舒張壓測量數(shù)據(jù)。經(jīng)計算得到收縮壓平均誤差為2.4 mmHg，舒張壓平均誤差為-2.1 mmHg，收縮壓偏差標(biāo)準(zhǔn)差為5.6 mmHg，舒張壓偏差標(biāo)準(zhǔn)差為5.1 mmHg，滿足AAMI中規(guī)定的數(shù)值偏差標(biāo)準(zhǔn)。為驗證本系統(tǒng)與水銀血壓計測量肱動脈血壓的一致性，對該結(jié)果進(jìn)行了Bland-Altman一致性分析，見圖4，圖4a、b分別為本系統(tǒng)與汞柱血壓計測量的10名受試者肱動脈收縮壓、舒張壓的Bland-Altman圖。由圖可看出兩個系統(tǒng)測量收縮壓與舒張壓差值均在95%置信區(qū)間內(nèi)，因此可初步得出本系統(tǒng)在測量外周動脈血壓上與汞柱血壓計具有較好的一致性。

圖4 本系統(tǒng)與汞柱血壓計測量的10名受試者肱動脈血壓的Bland-Altman圖

4.2 中心動脈壓重建實驗結(jié)果及分析

1號受試者使用本系統(tǒng)檢測結(jié)果，見圖5，對應(yīng)的SphygmoCor系統(tǒng)的檢測結(jié)果，見圖6。其中，圖5為重建波形的詳細(xì)數(shù)據(jù)。

圖5 本系統(tǒng)中心動脈壓檢測結(jié)果

圖6 SphygmoCor脈搏波分析儀中心動脈壓檢測結(jié)果

由本系統(tǒng)與SphygmoCor系統(tǒng)估計測得的10名受試者的中心動脈收縮壓平均誤差為-1.8 mmHg，舒張壓平均誤差為-3.2 mmHg，收縮壓偏差標(biāo)準(zhǔn)差為5.6 mmHg，舒張壓偏差標(biāo)準(zhǔn)差為4.3 mmHg，滿足AAMI中規(guī)定的數(shù)值偏差標(biāo)準(zhǔn)。為驗證本系統(tǒng)與SphygmoCor系統(tǒng)估計中心主動脈壓的一致性，對該結(jié)果進(jìn)行了Bland-Altman一致性分析，見圖7。圖7a、b分別為本系統(tǒng)與SphygmoCor系統(tǒng)估計的10名受試者中心主動脈收縮壓、舒張壓的Bland-Altman圖。由圖可看出兩個系統(tǒng)測量收縮壓與舒張壓差值大部分均在95%置信區(qū)間內(nèi)，因此可初步得出本系統(tǒng)在估計中心主動脈壓上與SphygmoCor系統(tǒng)具有較好的一致性。

5 結(jié)論與討論

本文設(shè)計并實現(xiàn)了一種基于兩路外周動脈脈搏波的中心動脈壓力波形無創(chuàng)監(jiān)測系統(tǒng)。該系統(tǒng)可以通過袖帶測量用戶的外周動脈血壓與兩路外周動脈脈搏波，然后通過雙通道盲辨識CR算法，重建出無尺度信息的中心動脈壓波形，最后通過外周動脈血壓校正重建出的中心動脈壓，得到真實的中心動脈壓波形，并通過實驗初步驗證了系統(tǒng)的可行性。本系統(tǒng)充分考慮了個體差異和人體心血管系統(tǒng)的時變特性，采用的盲辨識算法克服了傳遞函數(shù)法需建立先驗函數(shù)或模型的缺點，實現(xiàn)了中心動脈壓的無創(chuàng)個性化監(jiān)測，為無創(chuàng)中心動脈壓測量設(shè)備的研制和發(fā)展提供了新的思路。

圖7 本系統(tǒng)與SphygmoCor系統(tǒng)估計測量的10名受試者中心動脈壓的Bland-Altman圖

本系統(tǒng)的血壓測量精度還存在著一定的誤差，本文驗證系統(tǒng)血壓測量實驗距離AAMI規(guī)定（受試者人數(shù)不得少于85人，有效測壓數(shù)據(jù)不少于255次[20]）還有較大偏差。因此，本系統(tǒng)僅初步檢驗了系統(tǒng)的功能實現(xiàn)，在后續(xù)的工作中，還需要做大量的實驗，或使用相關(guān)的血壓測試儀器，對系統(tǒng)的結(jié)果進(jìn)行系統(tǒng)的驗證，對產(chǎn)生的偏差進(jìn)行校準(zhǔn)，使系統(tǒng)精度更高。