如今，高血压已经成为最常见的心血管系统慢 性病，是全球的公共卫生问题之一。医院与家庭 中所使用的血压测量装置，主要是基于柯氏音法或 示波法，虽然能够较为准确地测量出血压值，但 袖带需 要 充 气 放 气，只 能 测 量 出 某 个 时 刻 的 血 压 值，无法对 血 压 进 行 连 续 监 测。此 外，袖 带 还 会 对 被测对象的手臂或者手腕等测量位置产生压力，使 被测者产 生 不 适 感。连续血压监测能够让人们了解血压的昼 夜 变 化 规 律，掌 握 血 压 变 化 率，可 以 大 大减少高血压患者出现致命危险的情况。Kikuya M 等人利用 Cox 比例危险率模型，证实了白天的收 缩血压动脉变异的加剧会显著增加由心血管疾病 引起的死 亡 率。此 外，长 期、连 续 的 血 压 监 测 数 据能够给医生提供患者长期血压监测信息，对于心 血管状况的 评 估、疾 病 的 诊 断 有 很 大 的 帮 助，这 是 一般的检查手段难以得到的。
早在 1871 年，Moens 与 Korteweg 就提出脉搏波 传播速度( pulse wave velocity，PWV) 与血压之间具 有线性关系。之 后，他 们 的 开 创 性 研 究 被 Bramwell 与 Hill 进一 步 验 证 与 推 广［8］。正是由于脉搏波沿 动脉传播的速度与动脉血压之间的正相关特点，可 以通过测量 PWV 间接推算出血压值。PWV 无法直 接容易地测得，但若知道脉搏波通过动脉两点之间 的距离，PWV 就可以通过脉搏波在动脉中两点间传 递时间( pulse transit time，PTT) 计算出来。下面 系 统介绍基于 PPG 实现无创、连续测量血压的原理以 及发展状况，研究 3 种具有代表性的技术并对它们 的优劣做出评价，阐述基于 PPG 血压测量技术的发 展方向。
基于 PPG 的血压测量理论基础
现有的 PWV 与血压值最为有效的理论模型 有: Moens-Korteweg 与 Bramwell-Hill 模 型。1878 年 Moens 与 Korteweg 对脉 搏 波 传 播 速 度 做 了 实 验，提 出波速公式为
式中，h 表示血管壁的厚度，E 是管壁的杨氏弹性模 量，D 是平衡状态下弹性管的 内 径，ρ 是 流 体 的 密度。 对于人体主动脉脉搏波的波速
式中，人体主动脉的 K = 0. 8 ［6］。 从式( 2) 可以看出，PWV 与动脉管壁的弹性大 小有关，弹性越大( 弹 性 模 量 E 越 小) ，则 脉 搏 波 的传播速度越慢，反之则越快。 Hughes 等对动 脉 管 壁 弹 性 模 量 的 模 型 进 行 了 研究［9］。利用 超 声 的 方 法 测 量 动 脉 的 直 径 与 动 脉 壁的厚度，然后利用放置在一段已知距离的动脉导 管两端的两个压力传感器测得脉搏波波速，提出了 弹性模量( E) 与血管跨壁压( Ptm ) 之间的关系式，即
式中: E0是压力为零时的血管弹性模量; Ptm 是 血 管 跨壁压; α 表征血管特征的一个量，数值为 0. 016 ～ 0. 018 mmHg － 1 。由于 Hughes 模 型 是 基 于 Moens-Kortengy 模 型 而得出的，将两个方程相结合，便可以得到 PWV 与 Ptm之间的关系，有
式中，Ptm = Pi Pex，Pi 表示动脉内部压力，Pex 表 示 动脉外部压力。 从该方程可以看出，PWV 随着 Ptm 的增加 而 增 加，反之减小。然而该方法无法预测当 Ptm ＜ 0 的情 况，即 Pex ＞ Pi的情况。 Bramwell-Hill 模型认为，PWV 与动脉膨胀性 D 相关［10］，之间的关系可以表示为
式中，ρ 表示血液密度。 动脉膨胀性 D 可以表示为
式中，V 表示动脉血容量，P 表示动脉血压。 将式( 5) 与 式( 6 ) 合 并，PWV 与 体 积 压 力 变 化 之间的关系可以表示为
可见，两 个 模 型 都 表 现 了 PWV 与 动 脉 血 压 之 间的关系。然而，由于脉搏波波速 PWV 较难测得， 因此现 有 的 基 于 PWV 的 血 压 测 量 方 法 都 依 赖 于 PTT 的测量。PTT 表示同一动脉脉搏波在动脉两点 之 间 的 传 播 时 间，而 PWV 与 PTT 的 关 系 可 以 表 示为
式中，Δx 表示动脉两点之间的距离。
基于 PPG 的血压测量技术
目前，基于 PPG 的血压测量技术主要包括 ECG与PPG 结合的血压测量技术、两路 PPG 结合的血压 测量技术和脉搏波特征参数测量技术。 2. 1 ECG 与 PPG 结合的血压测量技术 ECG 与 PPG 结合的血压测量技术，就是利用同 一动脉脉搏波从心电 R 波传输至 PPG 特征点之间 的时间间隔 为 PTT 来 估 计 血 压［13］。Chen 等 认 为， 只要血管壁的弹性模量保 持 恒 定，收 缩 压( SBP) 的 变化量可由高频分量来表示，其中高频分量是由心 电 R 波作为起点至 PPG 特征点的时间间隔 PTT 计 算得到，低频分量为间歇地由听诊或者示波法测得 的收缩压 数 据。将高频分量与低频分量结合来计 算收缩压［14］。运用式( 1) 、式( 3) 以及下式
可推导出血压的计算公式
v 表示脉搏波波速，K 表示 经 过 的 距 离，T 表 示 传 播 时间。 由于动脉壁的厚度 a、内部直径 d 可以忽略，动 脉壁的弹性 E0变化足够缓慢，所以对式( 10) 两边求 导可得
故高频分量可以表示为
收缩压值的计算公式为 Pe = Pb + ΔP，其中，Pb 表示示波法或听诊法测得的血压值。然而，低频分 量是会缓慢改变的，该方法需要在一段时间后对低 频分量进行重新校准。对 20 位心血管患者进行实 验并与有创方法进行比较，结果显示两种方法得到 的收缩压值的相关系数为 0. 97 ± 0. 02( 平均差 ± 标 准偏差) ，误差 范 围 在 10% 内 的 监 测 数 据 占 总 数 据 的 97% 。 Ma 等对 PTTp ( 同一个心动周期内，心电 R 波为 起点至 PPG 波形顶点的时间间隔) 、PTTf ( 心电 R 波 为起点至 PPG 波 形 底 部 的 时 间 间 隔，如 图 1 ( a) 所 示) 与收缩压、舒张压( DBP) 进行相关性的分析，最 后得出结论: PTTf 与 SBP、PBP( 收缩压与舒张压之 差) ( 如图 1( b) 所示) 的相关性要好于 PTTp ［15］。 Heard 等根据 Bramble-Hill 模型，推导出了脉搏 波传播时间 Cdx与收缩压、舒张压之间的关系式，并 且为了提高舒张压的计算精度，还在舒张压计算公式
该方法获 得 的 血 压 值 与 示 波 法 测 得 的 血 压 值 进行 对 比，平均差与标准偏差的结果分别为: SBP， 4. 0 ± 9. 6 mmHg; DBP，小于 1. 5 ± 6. 4 mmHg; MBP， 小于 1. 5 ± 6. 3 mmHg。
由于心电 R 波较容易被检测，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 波至 PPG 特征点之间的时间间隔 PTT 来 估 计 血 压。然 而，从图 2 中可以看到，为了获取手指的 PPG 信号， 采用了指夹式 的 PPG 传 感 器，导线都暴露在外面， 给使用者的 日 常 生 活 带 来 不 便。Payne RA 对 该 技 术的准确性做了研究，认为在心电活动的开始与心 室机械射血开始之间存在一个必须要考虑的延迟， 该延迟被称 为 预 射 血 期［18］。由于无法检测预射血期的变化情况，因此预射血期的存在会导致测量的 PTT 变化，这种变化与血压是不相关的。同时，脉搏 波流过的血管长度过长，更容易受到血管状况不同 的影响，这些因素都会影响 PTT，导致估计的血压不 够精确。此外该方法还要设计一套心电的传感器， 会给被测者增加负担，使便携性能受到影响。
两路 PPG 结合的血压测量技术 一些研究者利用人体两个不同部位，如手指与 脚趾或者手指与耳朵这些位置的传感器，将测得的 两路 PPG 信号时间间 隔 PTT 作 为 参 数 来 估 计 血 压 值。然而，该方法获得的时间间隔 PTT 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 性不多［19 － 21］，因此无法准确获取舒张压值。 Maguire 等 提 出 了 一 种 创 新 性 的 PTT 测 量 方 法［22］，将两个 PPG 传感器分别安置于肱动脉与中 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( 如 图 3 所 示) 。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。经过相关 性实验分析，运用该技术得到的 PTT 同利用 ECG 与 PPG 结合的技术得到的 PTT 相关性为 0. 7，可以看 出该方法具有估计血压的潜力。美国麻省理工大学的 McCombie 等开发了一种 具有自我校准功能的穿戴式无创血压监测装置( 如 图 4 所示) ［23］。该装置分别在人体手腕以及小拇指 根部位置安置了 PPG 传感器，通过这个传感器得到 了桡动脉与指动脉的 PPG 波形，通过获取两 PPG 信 号特征 点 的 时 间 间 隔，便 可 得 到 脉 搏 波 传 播 时 间 PTT。McCombie 等人将传感器对测量部位的压力 作为一种校准以及系统确立的工具。建立了 2 段弹 性带、3 种 不 同 压 力 的 理 论 模 型，利 用 改 变 外 部 压 力，对 PTT 进行校准。根据外部压力的不同将动脉 分成 3 段———ZA、ZB、ZC。ZA段与 ZC段分别受到来 自两段弹性 带 的 压 力，而 ZB 段只受到大气压的作 用，可以认 为 没 有 外 界 压 力。基 于 该 模 型 ( 如 图 5 所示) 的 PTT 可表示为
此外，还 利 用 调 整 手 臂 的 高 度，改 变 心 脏 与 测 量部位的高 度 差( h) ，对 方 程 进 行 校 准。由 于 跨 壁 压力 Ptm = P m + Ph!Pex，当 Ptm = 0 时，PPG 波形的振 幅最大［25］，因此可以通过调节手臂高度，观 察 PPG 波形，确认 Ptm = 0 的 情 况，从而可以确定测量部位 的内外压力差 ΔP = P m !Pex = ρgh，其中 高 度 是 通 过 手腕部位的高度传感 器 获 得 的。再 通 过 改 变 ZA 段 的外部 压 力，得 出 两 种 不 同 压 力 下 的 PTT 公 式，进 行公式的进一步推导，可以得出传感器对于手腕与 手指被测部位的压力以及平均血压，即
其中，A = ΔZA exp( kPex，A ) ，C = ΔZC exp( kPex，C ) 。 此方法不需要外部激励，便可方便地完成自我 校准，从而保持测量结果的精确性。该方法确定了 平均压与 PTT 之间的关系，但并没有推导出收缩压 与舒张压与 PTT 之间的关系。
总结与展望
笔者概括了 近 些 年 利 用 PPG 信号对血压监测 的研究与进 展。将 当 前 基 于 PPG 无创血压监测的 研究分成 3 类，分别为 ECG 与 PPG 结合的血压测量技术、两路 PPG 结 合 的 血 压 测 量 技 术、脉 搏 波 特 征 参数血压测量技术，3 种技术都具有血压监测的 潜 力，然而都有需要改进的地方。ECG 与 PPG 结合的 血压测量技术由于心脏预射血期的存在，以及无法 确定脉搏波传递的血管长度，都影响了该方法的准 确性。同时，需要 利 用 ECG 传 感 器，影 响 了 血 压 监 测的便捷性。两 路 PPG 结 合 的 血 压 测 量 技 术 由 于 传感器之间 的 距 离，易 因 人 体 运 动 而 产 生 变 化，造 成对血压监测值准确性的影响，安置于手腕与手指 部位的 传 感 器 则 对 使 用 者 的 日 常 生 活 造 成 影 响。 此外，脉搏波特征参数测量技术对于收缩压的估计 不如另外两种方法PPG 技术在 血 氧 饱 和 度 以 及 脉 率 检 测 的 临 床 应用上相对比较成熟，但若要准确测量血压以及开 展临床应用，还需要在以下方向进行深入研究。
1) 流行病学研究显示，脉搏波传播速度是心血 管疾病的独立危险因素［28］。与传统危险因素相比， PWV 易于测量并且可作为评估高血压、动脉粥样硬 化的心血 管 危 险 或 血 管 损 害 严 重 程 度 的 指 标。然 而，除了血压会影响 PWV 之外，年龄、性别、肥胖都 是 PWV 的 影 响 因 素。有 研 究 发 现，年 龄、性 别、血 压这 3 个因素代表了 50% 以上的主动脉 PWV 的变 异性［29］，且收缩 压 会 随 年 龄 增 长 而 逐 渐 增 高，舒 张 压多于 50 ～ 60 岁之后开始下降。此外，对高血压合 并肥胖患者与单纯高血压患者的脉搏波传播速度 进行实验分析［30］，发现高血压合并肥胖患者臂踝脉 搏波传播 速 度 较 单 纯 高 血 压 患 者 显 著 提 高。未 来 应将这些除血压之外影响 PWV 的因素进行深入研 究，更好地对 容 积 脉 搏 血 流 进 行 标 定，从 而 建 立 更 为精确的脉搏波波速与血压之间的非线性关系，保 证模型的可重复性与稳定性。
2) 需考虑外界因素的影响，如测量部位受到的 外部压力以及高度变化对于血压估计的影响，保证 在人体不同状态下( 如平躺、跑步时) 血压监测的有 效性。传感 器 在 测 量 部 位 产 生 的 外 部 压 力 对 PPG 信号的影响被广泛报道［5，23，31］: Teng 等基于动脉壁 的压力-体积曲线的形状对传感器对于手指的接触 压力使 PTT 产生的变化进行了研究［31］。理 论 与 实 验的结果都表明，PTT 随着接触力的增加而增加，直 到透壁压力大约为零时，PTT 维持接近恒定的水平。 因此，当 利 用 PTT 估 计 血 压 时，要 小 心 控 制 传 感 器 的压力。
3) 传感器探测点应选择在动脉血管离皮肤表 面距离较近、易探测出人体脉搏搏动而传感器不易被人体日常活动所影响的位置，还需综合考虑佩戴 的舒适度、方便性，设计 出 合 理 的 传 感 器［32 － 33］。对 于不同位置 的 传 感 器 设 计，还应考虑到以下问题: 由于各探测位置的血流感受面积大小不同，对检测 位置的要求也各不相同。例如，手指端的血流感受 面积较大，对检测位置的要求不太严格［34］。而相对 于手指端，手 腕 处 的 血 流 感 受 面 积 较 小，对 于 检 测 位置的要求更高，故手腕处的传感器需要保证检测 时的位置 精 度。此 外 针 对 不 同 的 探 测 位 置 ( 如 手 指、手 腕) ，其所在的指动脉、桡 动 脉 血 管 参 数 有 所 不同，还 需 要 针 对 不 同 部 位 进 行 模 型 的 校 准。例 如，指动脉与桡动脉在血管直径以及弹性上都有所 不同，具体表现为手指部位的脉搏波 传播速度 ( PWV) 要比手 腕 处 的 PWV 快［6］，因 此 未 来 应 对 各 探测位置脉搏波流速与 血压之间关系进行 标 定。 传感器电路还需要保证发光二极管的发光强度与 波长的稳定，并且避免环境光的干扰。
4) 采用合理的信号处理技术，提高获取 PPG 波 形的准确度，如 采 用 小 波 变 换［35］、希 尔 伯 特 － 黄 变 换［36］对 PPG 信号进行信号处理。 基于 PPG 设计的传感器可以测量出连续血压 值、血氧饱和度、呼吸频率、心率等生理参 数［37］，若 与移动计算、无 线 传 输 技 术 结 合，可以组成移动医 疗系统［38］，这将提供比远程医疗更为方便多样的保 健服务。