血压是健康监护中非常重要的一项生理参数。 血压测量方法总体上分为有创测量法和无创测量 法。其中，无创血压测量方法在基础医学和临床医 学中均有广泛应用，主要包括听诊法、示波法、动脉 张力法，以及容积补偿法等［1］。这些无创血压测量 方法的共同特点是需要使用压力式充气袖带［1］。 压力袖带在使用中会给患者造成压迫感和束缚感， 并且袖带的充、放气工作过程需要占用长达几十个 心跳周期的时间，这使得血压的逐拍连续测量实现 起来非常困难。相关的研究发现，脉搏波传导时间 ( pulse wave transit time，PWTT) 或脉搏波传导速度 ( pulse wave velocity，PWV) 与动脉血压具有相关 性。因此，基于脉搏波传导时间( 速度) 的无创血压 测量方法成为了心血管疾病诊断技术领域的研究热 点［1-5］。动脉收缩压( systolic blood pressure，SBP) 与 舒张压 ( diastolic blood pressure，DBP) 相 比，其 与 PWTT 具有更好的线性相关性［4-5］，这亦是医疗仪器 市场上各种无袖带自动血压测量仪器的舒张压测量 结果存在较大偏差的重要原因。为提高舒张压的测 量精度，有学者提出利用血管弹性腔模型来估算舒 张压的方法，但需要预先通过超声多普勒方法测量 每搏心输出 量来计算血管顺应性和血管外周阻力［6］，这势必增加仪器的体积，造成携带和使用不便。 光电容积脉搏波扫描是借助光电技术手段，在 活体组织中检测血液容积变化的一种无创检测方 法［7］。脉搏波信号与血管结构和特性、血液特性、 血液循环系统特性等多种参数有关［8］。1998 年，罗 志昌等［9］提出脉搏波波形特征系数概念。此后大 量的医学研究发现，脉搏波波形特征系数可以反映 人体血管外周阻力和血管壁弹性等生理参数变 化［7，9-10］。据此，本文提出了结合脉搏波波形系数和 血管弹性腔模型估算血压舒张压的方法。近年来穿 戴式人体生理参数测量系统成了国内外的研究热点，例如美国佐治亚理工学院研制的“智慧衫”可以 监测心率、呼吸和体温，VivoMetric 公司开发的“生 命衫”可以采集单通道心电数据监测呼吸状况，香 港中文大学设计的“保健衫”可以在手终端上显示 心电、血压和血氧测量结果［11-12］。本文拟以自制的 穿戴式人体生理参数监测系统为试验平台［13］，通过 运动方法获得测试对象的血压测量点，同时记录脉 搏波信号和心电信号，并计算相应的 PWTT 数值，结合脉搏波波形系数和血管弹性腔模型，构造血压和 PWTT 的回归分析方程，实现动脉血压的连续测量。
测量方法原理
影响动脉血压的因素主要有每博心输出量、心 率、外周阻力、动脉弹性、以及循环血量与血管系统 容量的比例等。其中，心输出量、心率、循环血量和 血管系统容量都可以通过血液容积的变化表现出 来［9］。当利用一束特定波长的光束照射到人体指 端皮肤表面，并以透射或反射方式传送到光电接收 器时，由于受到指端皮肤、肌肉和血液等成分的吸收 作用，检测器检测到的入射光强度将发生衰减。利 用光电容积脉搏波扫描方法，即可得到如图 1 所示 包含交、直流成分的光电容积脉搏波信号( photoplethysmography，PPG) 。其中，直流成分反映了动脉血 的非动脉部分、静脉血和毛细血管以及肌肉组织等 部分对光束的吸收。交流成分同步于心率，主要反 映动脉血对光束的吸收。
1 收缩压测量原理 当脉搏波沿动脉血管传播时，其传导速度将受 到血管弹性、血液黏度、血管壁黏弹特性泊松比等因 素的影响。脉搏波传导速度和血管弹性之间的关系 可以用 Moens-Korteweg 方程表示
舒张压测量原理 为了降低运算成本，本文采用结构简单的血管 二元件弹性腔模型( 见图 3) 估算舒张压值［14-15］，根 据该模型舒张压 DBP 和收缩压 SBP 的关系可以表 示为 DBP ≈ SBP × e Td RC ( 9) 式中: R 为血液流动的黏滞阻力，阻力越大引起的压 力下降越显著。C 为血管顺应性，是反应动脉血管 对血液积聚能量的度量［14-16］。Td 为心跳舒张期。
由于 R、C 值的计算相对复杂，本文提出以心跳 周期 T 和脉搏波波形特征系数 k 为参数，建立其与 RC 之间的拟合方程，以降低计算难度。将拟合方程 记为 f( k，T) ，则式( 9) 可以表示为 DBP ≈ SBP × eTd /f( k，T) ( 10) 脉搏波波形特征系数 k 与血管结构和特性、血液特性、血液循环系统特性等多种参数有关，可以反 映微循环的优劣程度［9-10］。k 值大小可以反映人的 年龄和健康状况，老年人、高血压患者、血管粥样硬 化患者的 k 值较大［9］。 k = Pm － Pd Ps － Pd ( 11) 式中: Pm 为脉搏波平均值，Pd 为脉搏波波谷值，Ps 为脉搏波波峰值( 见图 2) 。 通过分析试验数据后发现，各个被测对象的实 测 RC 值与 kT 值的相关系数在 － 0． 76 ～ － 0． 94之 间，其绝对值均超过 0． 75，具有较强的线性相关性， 所以本文将 f( k，T) 定义为线性方程: f( k，T) = mkT + n ( 12) 式中: 参数 m、n 可以通过线性拟合得到。
试验测试
测试对象 测试对象分为 2 组，A 组 15 例，年龄 20 ～ 30 岁，平均年龄( 24． 3 ± 3． 68) 岁，为吉林大学在校学 生，身体健康，心血管系统功能正常; B 组 15 例，年 龄 43 ～ 69 岁，平均年龄( 55． 7 ± 8． 61) 岁。其中，4 例为吉林大学教师，11 例为吉林大学第一医院的病 患，均为高血压患者，病史 3 年以上。
试验仪器 以自制的穿戴式人体生理参数监测系统对测试 对象进行测试( 见图 4) 。该系统包含穿戴衣、测量 单元以及掌上电脑( personal digital assistant，PDA) 三部分。本系统可以测量心电、血氧、血压等参数， 在 PDA 上显示测量结果，并通过无线网络将生理参 数数据传送给远程医疗终端。
其中，穿戴衣内侧装有心电电极，指夹型光电容 积脉搏波传感器佩戴在测试对象右手食指指端。测 量单元依靠 9 V 锂电池供电，负责对脉搏波信号和 心电信号进行放大和模数转换，以无线传输方式实 时将数据发送给计算机或 PDA。PDA 内嵌有血压 计算软件，在输入测试对象的 4 个参数 a、b、m 和 n 后，自动根据接收到的脉搏波信号和心电信号连续 计算测试对象的血压值，并将数据存储在存储卡内。
试验步骤
试验分为校正过程和测试过程。在校正过程中，收集实测脉搏波数据、心电数据以及袖带血压计 测量结果，利用线性拟合方法，计算被测对象的参数 a、b、m 和 n，只有获得这 4 个参数，本系统才可以实 时计算被测对象血压值。而在测试过程中，在给 PDA 输入参数 a、b、m 和 n 后，再次通过运动手段改 变被测对象血压值，记录本系统显示的血压测量结 果和袖带式血压计测量结果之间的误差，计算本系 统血压测量精度。
试验结果与讨论
以 A 组中 1 位测试对象的数据为例进行分析。 通过图 5 可以看出，收缩压和脉搏波传导时间近似 成线性关系。 f( k，T) 拟合曲线如图 6 所示。对于该测试者， 其 RC 值与 kT 值之间的相关系数为 － 0． 79，其绝对 值超过 0． 75，可以认为其 RC 值与 kT 值之间具有较 强线性关系。
由反映测量方法一致性的 Bland-Alterman 图可 知( 见图 7) ，在 80 个收缩压数据点中有 9 个超出了 95% 置信区间，而 80 个舒张压数据点中有 8 个超出
在输入 4 个参数 a、b、m 和 n 后，除了实时显示 血压值计算结果外，PDA 还可以连续记录测试对象 血压值，并将数据存储在存储卡中。图 8 即为 PDA 记录一段测试对象进行上、下楼梯运动时的血压变 化曲线，时长 5 min。 图 9 给出了两组测试对象血压测量结果的平均 偏差和标准偏差。通过观察 A、B 两组舒张压测量 结果可以发现，B 组测量结果的平均偏差与标准偏 差大于 A 组。两组测试对象的测量结果均优于美 国医疗促进协会的建议值( 0． 665 ± 1． 064) kPa［( 5 ± 8) mmHg］。本方法的测量结果的平均偏差与标 准偏差为( 0． 51 ± 0． 74) kPa［( 3． 84 ± 5． 54) mmHg］。
美国医疗仪器促进协会建议的血压测量结果的 平均偏差和标准偏差为( 0． 665 ± 1． 064) kPa［( 5 ± 8) mmHg］，而本方法测量结果达到了 ( 0． 51 ± 0． 74) kPa［( 3． 84 ± 5． 54) mmHg］。本方法计算成 本低，适合单片机、掌上电脑等运算能力有限的平 台，期望其能为实现便携式连续血压测量仪提供新 的参考方案。通过研究脉搏波、血管弹性腔模型和 血压之间的关系，提出了一种动脉血压连续测量方 法。利用脉搏波波形系数和心跳周期拟合计算血管 顺应性与血管阻力，简化了舒张压计算难度，在运算 能力有限的 PDA 平台上亦可实现该方法。试验结 果表明，本方法的测量精度达到了美国医疗仪器促 进协会建议的标准，为长时间连续血压测量提供了 一种新方案。