1 引　言

血压检测在身体健康评估和身体恢复等方面发挥着重要的作用。目前血压测量方法主要分为有创检测和无创检测，有创的血压检测方法是通过在动脉部位（如桡动脉、主动脉）与血液接触的液体中放置应变计来测量瞬时血压。虽然这种测量方法被称为动脉血压测量的“黄金标准”^[1]，但是这种方法技术要求高，患者易感染，无法进行连续测量，不适合家庭使用，已经逐渐被淘汰。无创的血压检测方法主要有柯氏音法、示波法、容积振动法和脉搏波测量方法等。柯式音方法就是使用袖带的水银血压计所采用的方法，因为需要穿戴袖带，对于一些儿童、烧伤患者、精神病患者等特殊人群来说，水银血压计就不太适用。而且使用水银血压计需要专业的人员操作，测量的准确度会受到操作人员的影响。目前基于脉搏波传导时间（PWTT）的血压测量方法是比较流行的无创血压检测方法，是一种非接触式测量方法，对于特殊的人群也可以进行测量。本文介绍了两种测量脉搏波传导时间的方法，第一种方法基于ECG-PPG的血压测量方法，第二种方法是基于同一脉搏波传导树两点测量的血压检测方法，两种方法分别采用不同的方法测量得到脉搏波波形，通过分析波形得到脉搏波传导时间或者脉搏波传导速度，利用算法计算得到血压值。基于脉搏波传导时间的血压测量方法不需要与人体接触，操作简单，检测时间短，仪器体积小，成本低，精确度也可以满足美国医疗仪器促进协会（AAMI）标准。

本文主要介绍基于脉搏波传导时间的血压测量方法的理论研究发展史，分析了两种不同的测量脉搏波传导时间的原理方法以及灵敏度影响因素等，介绍了目前国内外基于脉搏波血压检测仪的研究成果，并介绍了基于脉搏波的非接触式生理体征检测的发展趋势。

1 基于脉搏波传导时间或脉搏波传导速度的血压测量原理进展

脉搏波传导时间指的是心脏动脉射血时，动脉压力波从主动脉瓣到达周围血管的时间^[2]，脉搏波传导时间是反映动脉弹性及可扩张性的常用指标。脉搏波传导时间主要受到血管大小和血管壁弹性的影响。当血压升高时，血管壁紧张，血流速度加快；当血压降低时，血管壁松弛，血流变慢。早在1878年Moens就提出了能够证明这种线性关系数学基础模型^[3]。1957年Lansdown^[4]提出在一定的范围内脉搏波传导时间和动脉血压（BP）之间呈线性关系。1976年，Gribbin等^[5]通过实验提出，可以利用脉搏波速度测量血压变化，并实现了对血压变化值的测量。2005年，Payne等^[6]设计了利用药物改变人体血压，并用动脉插管法验证了脉搏波传导时间与血压的关系。结果显示，收缩压与脉搏波传导时间的相关性好于舒张压和平均压与脉搏波传导时间的相关性。为了更好地利用脉搏波传导时间与血压之间的相关关系，又加入了特征参量来分析计算血压值。1995年胡章和等^[7]提取了与脉搏波幅度和时间周期相关的特征值，建立了收缩压和舒张压与脉搏波传导时间等特征值之间的回归方程，成功检测了孕妇血压值。焦学军等^[8]选取了脉搏波传导时间、K值、面积、脉搏波降中峡的相对高度、重脉搏波的相对高度、每搏心输出量、脉搏波上升时间和脉率等作为回归变量，通过逐步回归分析建立收缩压、平均压与这些变量之间的回归方程。引入特征参量是为了能够更加准确地测量血压值，但所建立的血压与脉搏波特征参数之间的方程并不能从本质上反映脉搏波与血压变化的准确相关关系。波性传播模式的建立是基于动脉弹性和PWTT的关系，考虑的是生理学方面的重要相关因素，并不是将所有的生理特征考虑在内。

由Moens与Korteweg的实验研究可知，在人体胳膊上有效长度为L的动脉血管中的脉搏波传导时间t可表示为

$t = L \times \frac{1}{K} \times \sqrt {\frac{{\rho D}}{{Eh}}} $ (1)

式中：h为血管壁厚度；D为血管内径； $\rho $为血液密度；E为杨氏弹性模量；K为血管参数。这些数值在都为常数。其中杨氏弹性模量E的定义^[9]为

${{E}} = {{{E}}_0} \times {{\rm{e}} ^{\alpha {{p}}}}$ (2)

式中： $\alpha $是一个表征血管特征的变化量，变化范围为0.016～0.018 ${\rm{mmH}}{{\rm{g}}^{ - 1}}$； ${{{E}}_0}$是压力P为0时的血管弹性模量。研究者们基于这个基本原理研究，考虑到更多的脉搏波波形特征，构建出了更加准确的血压测量模型。

国外的近几年的研究有Buxi等^[10]利用生物阻抗法、心电图法和连续波雷达技术研制并测试了一种新的脉搏波传导时间的评估系统。他们的系统是在胸骨处放置发射天线和接收天线，获得主动脉弓处的动脉脉搏，在横跨肩部放置四个电极装置，通过生物阻抗和双极导联心电图获得横跨颈动脉和锁骨下的动脉脉冲，该方法测量胸部位置的动脉比测量外周动脉更加符合Moens-Korteweg方程^[11]，因为传感器完全隐藏在病人的衣服下面，使人们更加方便接受监测。Dingo等^[12]的研究发现，利用PWTT与BP关系估计血压值在评估心脏病患者中准确性会更高，但随着标定时间的延长，收缩压(SBP)和舒张压(DBP)估计的准确性越来越不可靠。In Cheol Jeong等^[13]利用高速摄像机测量血压变化，初步的数据表明高速摄像机可用于各种环境下检测血压的突然变化，初始原型系统能够成功地生成近似的脉冲传输时间，且PWTT与BP具有较高的个体相关性，但是还需要进一步的加深研究。

2 基于ECG-PPG的血压测量方法

心脏每次的收缩都会在主动脉根部产生脉搏波信号，与此同时，心脏产生的心电信号出现R波。为了更加准确的测量脉搏波传导时间，我们常结合同步心电信号（ECG）和光电容积脉搏波信号（PPG）来计算,以ECG信号R波为起点，PPG信号的峰值点为终点来计算PWTT^[14]。其ECG和PPG波形示意图如图1所示。采用ECG和脉搏波信号波形测量脉搏波传导时间更易于测量，并且能够忽略运动伪影的影响，现有的研究主要是利用心电R波到PPG特征点之间的时间间隔PWTT来估计血压。

图 1. PWTT measured by ECG and PPG signals由心电图和PPG信号测量得到PWTT

Fig. 1.

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Ma等对PWTTp（同一个心动周期内，心电R波起点到PPG波形顶点的时间间隔）、PWTTf（心电R波为起点至PPG波形底部的时间间隔，如图2（a）所示）与收缩压、舒张压（DBP）相关性进行了分析比较，认为PWTTf与SBP、DBP（收缩压与舒张压之差）（如图2（b）所示）的相关性好于PWTTp^[15]。

图 2. Graphical illustration图解说明

Fig. 2.

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在2008年，李顶立^[16]采用同步采样时间为4 ms（采样频率为250 Hz），得到的血压标准差满足AAMI推荐要求。在2012年，凌振宝等^[17]利用多项式拟合法建立了脉搏波传导时间与动脉血压的模型关系。他将任意一个函数按照泰勒（Taylor）级数展开为一个多项式，即 $f(x:{a_0},{a_1},...,{a_m}) = {a_0}{x^0} + {a_1}{x^1} + ... + {a_m}{x^m}$，采用多项式拟合脉搏波传导时间与血压间的关系曲线，能够较为准确地接近原曲线。拟合结果：收缩压与脉搏波传导时间的关系是 $f(x) = {a_1}{x^3} + $${a_2}{x^2} + {a_3}x + {a_4}$，拟合系数为 ${a_1}$=−2 037.300 2， ${a_2}=$322.083 9， ${a_3}$=−19.783 8， ${a_4}$=1.493 4；舒张压与脉搏波传导时间的关系是 $f(x) = {b_1}{x^5} + {b_2}{x^4} + {b_3}{x^3} + $${b_4}{x^2} + {b_5}x + {b_6} $，拟合系数为 ${b_1}$ = −11 600 785.924 6， ${b_2}$ = 1 982 983.421 3， ${b_3}$ = −126 460.370 4， ${b_4}$ = 3 743.420 2， ${b_5}$ = −53.521 6， ${b_6}$ = 1.054 5。2017年，刘增丁等^[18]提出了一种以脉搏波传导时间和脉搏波波形特征参量K值为基础的血压估计双参数模型，采用麻省理工学院MIMIC数据库，通过用心电和光电容积脉搏波信号计算得到脉搏波传导时间和特征参量K值，构建动脉血压估计模型 ${{P_{\rm B}}} = {{a}} + {{b}}{{t}} + {{cK}}$，其中对于同一个检测对象，在短期内 $a$、 $b$、 $c$的值是确定的，可以通过最小二乘法拟合得到。实验表明，双参数模型比单PWTT参数模型估计的血压平均均方根误差减少1 mmHg，估计血压准确率最大提高10%。2018年，张大可等^[19]提出了一种基于ECG-PPG多特征参数融合的无创血压监测、检测方法，系统通过采集ECG和PPG提取特征并建立血压计算模型。模型以PPG传导时间PWTT、PPG上升时间与PPG周期之比 $\lambda $和PPG峰值 $\varphi $为自变量，建立无创血压计算模型， ${{P_{\rm B}}} = {{ a}} {{{t}}^{\rm{2}}} + {{b}} + {t} +{c} \lambda + {{d}} \varphi + $$ {c{\rm onst}} $。提取了脉搏波信号的波峰、波谷与心电波形的R点特征点，其特征点的提取示意图如图3所示。利用该方法对三名志愿者进行验证，结果显示系统所测的SBP和DBP符合AAMI推荐标准。通过Bland-Altman一致性分析，本系统与水银血压计所测的SBP、DBP相关系数分别为0.987 8、0.973 0，一致性界限分别为（−4.930 0，5.677 0），（−6.195 0，6.062 0）。

图 3. Signal valley and peak and ECG signal R point脉搏波信号谷值和峰值与心电信号R点

Fig. 3.

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虽然采用ECG-PPG的血压测量方法能够满足要求，但是我们仍然需要考虑的是在心电活动与心室机械射血的开始期间存在一个延迟，该延迟被称为预射血期^[16]。这会影响脉搏波传导时间。同时采用这种方法需要考虑的另一个因素是，脉搏波流过的血管过长，更加容易受到不同血管状况的影响，都会影响PWTT，导致估计的血压值不准确。

3 基于同一脉搏波传导树两点测量的血压检测方法

为了避免心脏预射血期间给脉搏波传导时间测量带来的影响，Maguire提出了基于两路脉搏波信号同步测量脉搏波传导时间的方法^[20]。将两个PPG传感器分别安装于肱动脉与中指指动脉的皮肤上，其中肱动脉上采用反射式光电传感器，指动脉采用的是透射式传感器，由于两个测量位置接近，大大缩短了脉搏波流过血管的距离，保持了血管的一致性。但是该方法装在手腕与手指上的PPG传感器显得十分突兀，传感器部分与其他部分通过有线方式连接，方便性较差。

林宏墩等^[21]所设计的生理测量系统采用了两路脉搏波同步测量方法。设计是使用射频信号作为探测信号进行血压测量，因为没有与身体接触，所以更加便捷。其方法原理如图4所示。

图 4. Schematic of two-way pulse wave synchronous measurement method两路脉搏波同步测量方法示意图

Fig. 4.

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两路测量信号分别由两个传感器通过两路天线发射，发射信号到达胳膊上的两个位置固定的待测试点，经过反射后，返回到接收天线。通过分析两路信号，提取特征点，计算得到脉搏波传导时间，从而可算得脉搏波传导速度v，即

${v} = \frac{{t}}{D}$ (3)

式中：t为脉搏波传导时间；D为胳膊上两个固定的待测试点之间的距离。

如果待检测对象处于静止或者运动的状态，从传感器发射出来的辐射脉冲信号到传感器接收反射回来的反射脉冲的时间是不同的。从图5可以看出，辐射脉冲到达运动物体后反射回传感器的时间差小于辐射脉冲到达静止物体的时间差。白色宽度表示射频信号从天线发出至到达待检测点所用的时间，灰色宽度表示反射脉冲信号从待检测对象反射到传感器所用的时间，规定灰色阴影方块左边界时间点与白色方块左边界时间点之差为第一时间差异，每相邻两个发送和接受方块，都会产生第一时间差异，规定其中一个时间差异值大于前一个时间差异值时就会产生一个脉冲波峰。同理，第二信号检测电路也可以检测到脉冲波峰，两个脉冲波峰之间的距离就是脉搏波传导时间。当一个人的运动状态发生变化时，测量信号传播到待检测对象的角度会改变而且测量位置也会改变，从而导致反射信号的波形和接收时间发生改变。可以利用这些反射信号和测量信号进行处理得到脉搏波形，从波形中得到血压、动脉硬化程度和血管反射指数等参数。图6是实物应用场景图。

图 5. RF signal and reflected RF signal during motion and at rest射频信号与运动和静止时的反射射频信号

Fig. 5.

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图 6. Physical application scene实物应用场景图

Fig. 6.

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美国麻省理工大学McCombie等也采用了相同的测量原理，开发了一种具有自我校准功能的穿戴式无创血压检测装置。该装置分别在人体手腕以及小拇指根部安装了PPG传感器，通过这个传感器得到桡动脉与指动脉的PPG波形，获取两个PPG信号特征点的时间间隔，便可得到脉搏波传导时间PWTT。此方法具有自我校准的功能，可以保持测量结果的准确性。但是此方法只计算了平均压与PWTT的关系，并没有推导出收缩压和舒张压与PWTT之间的关系。

2016年，包科等^[22]设计了一套基于STM32和DSP芯片的双核血压测量系统，同样采用两路脉搏波信号同步测量方案进行脉搏波传导时间的测量，将两路脉搏波传感器固定在人体左臂上A、B两点不同位置上进行脉搏波信号测量，通过计算同一脉搏波到达A、B测量点的时间差值求取脉搏波传导时间，如图7所示。该设计主要利用芯片在信号高速采集及高精度运算上的优势，实现了对脉搏波信号的高速采样和计算，改善了连续无创血压测量方法的精度。

图 7. Schematic of two-way pulse wave synchronous measurement两路脉搏波同步测量方案示意图

Fig. 7.

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一些研究发现，由两路信号得到的时间间隔PWTT与收缩压变化量具有一定的相关性，而与舒张压变化量的相关性不高^[23-25]，因此无法准确获取舒张压。

4 比较分析

本文列出的两类测量技术都具有测量血压的潜力，但是也都有需要不断改进的地方。ECG和PPG结合的血压测量方法，因为预射血期的存在以及待测点距离，PWTT的测量准确性会受到影响。基于同一脉搏波传导树两点测量的血压检测方法由于传感器之间的距离容易因为身体的移动而发生变化，造成脉搏波传导时间计算不准确，从而导致测量血压值不准确，而且现有的传感器对于使用者的日常生活造成不便。该方法对于舒张压的测量相对准确，但对于收缩压的测量精度还需要提高。

综上所述，基于PWTT或者PWV测量法的主要优点是无创、非接触、方便舒适等。但是通过PWTT或者PWV与血压建立的模型复杂，个体差异性较大，传感器技术较低，测量的准确性需要提高。

5 总结展望

现在基于脉搏波传导时间测量血压的理论已经得到了验证，已经应用在临床检测、疾病诊断、健康评估和医学研究等领域，而且在微创手术中有明显的优势，对于载人航天飞行任务中的宇航员的血压测量有着潜在的应用和更大的商业价值。基于脉搏波传导时间测量血压的优点在于无创性和连续性，对于一些烧伤患者、儿童等特殊人群来说是非常方便的。脉搏波信号含有很多有用的信息，现在已知的是可以得到心率、血压等参数，随着理论和技术的不断发展我们可以利用脉搏波测量更多的特征参数。

脉搏波传导速度相对更容易测量。现在已经有研究表明，脉搏波传导速度受年龄、性别、身高、体重等各方面因素的影响，而且同时患上高血压与肥胖病的人的血压比单纯患高血压的人的脉搏波传导速度更快^[26]。为了更好地建立脉搏波传导速度与血压之间的关系，需要更好地研究这些因素的影响，采用合理的信号处理技术，提高获取脉搏波的准确度。