CN103371810B - 中央动脉血压估计方法及其装置 - Google Patents

Abstract

本发明关于一种中央动脉血压估计方法。该方法包含：提取压脉带内压力振荡波形；建立中央动脉对上臂动脉血压波形的广义转换函数；根据该压力振荡波形并使用该广义转换函数产生中央动脉压力波形；以及根据该中央动脉压力波形得到中央动脉的压力值。本发明亦有关于一种使用上述方法以估计中央动脉血压的装置。

Description

中央动脉血压估计方法及其装置

技术领域

本发明涉及一种中央动脉血压估计方法及其装置，尤其涉及一种根据压脉带内压力振荡波形及应用转换函数以估计中央动脉血压的方法及其装置。

背景技术

常见血压的诊断是利用上臂动脉的收缩压(Systolic Blood Pressure；SBP)及舒张压(Diastolic Blood Pressure；DBP)来决定，又上臂动脉血液压力数值（包括收缩压及舒张压等）的测量多是使用传统水银柱或电子血压计来测量。然而许多的文献及研究指出，中央动脉(Central Aorta)所记录到的血液收缩压(SBP-C)与流行病学间的相关度比由上臂动脉所测量到的数值要高出许多。

举例而言，高血压病人的中央动脉的血流动力学经常呈现异常，亦即存在反射波的增强、脉波传导速度的增加及顺从性的降低等现象。中央动脉的压力已经被证明是高血压病人临床的重要预测因素。传统或电子的血压计所测量的肱动脉血压数值为周边动脉血压，通常显著高于中央动脉的血压，例如：升主动脉或颈动脉所测量到的压力数值。换言之，如果可以准确的得到中央动脉的血液收缩压，对于预测高血压及相关的心血管疾病会有更显著的效果。

关于上述中央动脉血液收缩压的测量，大致上可以分为两种主要的方式来取得：(1)侵入性的直接测量；(2)非侵入性的间接预测。侵入性的直接测量所取得的中央动脉血液收缩压的数值相当准确，但需要耗费许多的资源，甚至可能引发一些不良副作用，例如：血栓等。非侵入性预测中央动脉收缩压的方法或装置已经被发展多年，例如：型号SphygmoCor的装置(由AtCor Medical PtyLimited生产)、型号HEM-9000AI的装置(由Omron Healthcare Europe生产)、型号Arteriograph的装置(由TensioMed Ltd生产)及由ARCSolver提出的演算法等。

型号SphygmoCor的装置是根据手腕动脉与中央动脉(Aorta-to-Radial；A2R)血压波形，并应用广义的转换函数(Generalized Transfer Function；GTF)作中央动脉血压波形的预测，其中手腕动脉血压波形是由压力记录器(arterialtonometer)所取得。并通过电子血压计在上臂动脉所测定的收缩压及舒张压，对该记录的手腕动脉血压波形进一步作压力校正，之后将校正后的手腕动脉血压波形代入A2R-GTF，即可获得预测的中央动脉血压波形。此装置虽然经过了多篇文献的支持及验证，但操作压力记录器的人员需要受过专业的训练始能获得稳定及正确的手腕动脉血压波形，且此装置的价格昂贵。又型号HEM-9000AI的装置的操作方式与上述SphygmoCor十分相似，同样需要操作压力记录器的专业人员才能进行相关步骤。

型号Arteriograph的装置则是在电子血压计测量过程中，利用压脉带(Cuff)所记录到的脉波容积记录(Pulse Volume Recording；PVR)波形作特征点的分析。此装置预测中央动脉血压波形的方式与上述HEM-9000AI相似，均采用回归分析以预测中央动脉收缩压的数值。由于PVR的信号会随着压脉带的固有特性而有不同表现，所以前述波形的特征点会因不同压脉带而改变，亦即相同的回归分析模型无法广泛地适用于其他电子血压计。又型号ARCSolver型号装置是利用类神经网络(Artificial Neuro-network)的演算方法，并加以训练以得到最佳化的参数。其缺点则是与上述Arteriograph相似，若使用不同的压脉带则是需要重新进行类神经网络的训练，才能获得最佳化的参数以作中央动脉血压波形的预测。

针对上述现有技术所遭遇的问题，本发明提出一种稳固(robust)的中央动脉血压的预测方法，及使用此种方法能正确估计中央动脉血压及易于操作的装置。

发明内容

本发明提供一种中央动脉血压估计方法及其装置。此种估计技术可广泛应用于目前市售电子血压计，预测结果不因电子血压计的压脉带不同，而产生不可接受的变异。

本发明提供一种中央动脉血压估计方法，包含：提取压脉带内压力振荡波形；建立中央动脉对肱动脉血压波形的广义转换函数；根据该压力振荡波形并使用该广义转换函数产生中央动脉压力波形；以及根据该中央动脉压力波形得到中央动脉的压力值。

在一种实施例中，该压力振荡波形包括脉波容积记录波形。该脉波容积记录波形控制该压脉带在固定压力下所得到的压力信号。

在一种实施例中，该广义转换函数为一组傅立叶转换函数、一组快速傅立叶转换函数或一组时域对频域转换函数。该组傅立叶转换函数或该组快速傅立叶转换函数为离散傅立叶转换函数。

在上述一种实施例中，该离散傅立叶转换函数仅采一预定频率以下的正弦波分量或余弦波分量合成该压力振荡波形。该预定频率以下的各分量分别对应固定的大小(magnitude)及相位(phase)。

在一种实施例中，该中央动脉指颈动脉或升主动脉。该中央动脉的压力值包括收缩压与舒张压的压差、收缩压、平均血压及舒张压。

本发明再提供一种中央动脉血压估计装置，包含：压脉带；信号记录及储存单元，提取并储存该压脉带内压力振荡波形；以及运算及分析单元，根据该压力振荡波形并以中央动脉对肱动脉血压波形的广义转换函数产生中央动脉压力波形，并根据该中央动脉压力波形得到中央动脉的压力值。

附图说明

图1为本发明的中央动脉血压估计装置的方块图。

图2为本发明的中央动脉血压估计方法的流程图。

图3A为本发明所提出的A2B-GTF与先前Karamanoglu等人提出文献中转换函数作大小频谱比较图。

图3B为本发明所提出的A2B-GTF与先前Karamanoglu等人提出文献中转换函数作相位频谱比较图。

图4A示为本发明应用于Microlife WatchBP Office的电子血压计的预测中央动脉的收缩压和实际收缩压间误差统计图。

图4B示为本发明应用于Omron VP-2000的电子血压计的预测中央动脉的收缩压和实际收缩压间误差统计图。

主要部件附图标记：

10                    中央动脉血压估计装置

11                    压脉带

12                    信号记录及储存单元

13                    压力变化调控单元

14                    运算及分析单元

S21、S22、S23、S24    步骤

BP                    中央动脉的压力值

S                     压力振荡波形

具体实施方式

以下通过具体实施例详加说明，应当更容易了解本发明的目的、技术内容、特点及其所达成的技术效果。

本发明根据电子血压计在测量血压过程中所记录的压脉带内压力振荡波形，并通过一组转换函数以预测中央动脉(指颈动脉或升主动脉)压力波形，如此可以得到相当近似中央动脉的血压值，从而正确诊断高血压及相关的心血管疾病的发生。

图1为本发明的中央动脉血压估计装置的方块图。中央动脉血压估计装置10包括压脉带11、信号记录及储存单元12、压力变化调控单元13及运算及分析单元14，其中信号记录及储存单元12与运算及分析单元14可以整合为单一IC晶片元件。在其他实施例中，信号记录及储存单元12与运算及分析单元14亦可分别由多个IC晶片元件进行次单元功能的处理，故不受本实施例及附图的例示限制。本领域技术人员当知，信号记录及储存单元12中储存功能可为存储器。

压脉带11用于固定于使用者的上臂，以提取压脉带内压力振荡波形S。在本实施例中，该压力振荡波形包括PVR波形。

信号记录及储存单元12提取该压力振荡波形S，并储存该压力振荡波形S。

压力变化调控单元13可控制压脉带11内的增压、维持压力或减压。在此需特别说明的是，压力变化调控单元13可控制压脉带11内的压力，在一段时间内维持恒定固定压力。在本实施例中，压力变化调控单元13可控制压脉带11内的压力，约持续30秒，维持恒定60mmHg，但本发明并不以此为限。本领域技术人员当知，压脉带内压力可调整在40-70mmHg之间。

运算及分析单元24根据该压力振荡波形或PVR波形，并经由A2B-GFT产生或预测中央动脉压力波形，根据该中央动脉压力波形得到中央动脉的压力值BP。

图2为本发明的中央动脉血压估计方法的流程图。本估计方法应用于上述中央动脉血压估计装置10，或可应用于一般电子血压计以增进其功能。如步骤S21所示，将电子血压计的压脉带固定于使用者的上臂，以提取压脉带内压力振荡波形。该压力振荡波形的分析技术，包括动态振荡波形分析(压脉带在压力下降过程所记录的振荡波形)以及静态振荡波形分析(压脉带压力下降至某一固定压力时所记录的振荡波形，亦即所谓的脉波容积记录(pulse volumerecording；PVR)波形)。

一般电子血压计在测量上臂动脉血压(该上臂动脉血压数值包括收缩压、平均血压、舒张压及心跳速度)的过程后，将包覆上臂的压脉带内压力调整到恒定的60毫米汞柱。此时，血液在通过上臂动脉，会造成上臂表面积增加并对抗由压脉带所施加的压力。而压脉带则会因为上臂表面积的增加以及受到压力的对抗进而造成容积的改变，当压脉带的容积缩小之后则会造成压脉带里压力的变化，此变化则称为PVR波形。一般认为，此PVR波形与实际上臂动脉血压波形间有极大的相关性，但会因为不同压脉带的特性造成PVR波形上局部特征点改变，而影响中央动脉血压估计的准确性。本发明通过结合下列步骤，故能提升预测的准确性，并且不因压脉带的特性不同，而影响预测结果的准确性。

接着，参照步骤S22，通过多位受试者接受侵入性测量所得血压信号，以建立中央动脉对上臂动脉血压波形的广义转换函数(aortic-to-brachialgeneralized transfer function；A2B-GTF)。在本实施例中，该广义转换函数可为一组傅立叶转换函数(Fourier transfer fuction)、一组快速傅立叶转换函数或类似一组时域(time domain)对频域(frequency domain)转换函数，但本发明并不以此为限。本实施例所采用的A2B-GTF则是经由侵入性的导管手术，而同步记录受试者中央动脉波形及上臂动脉的两种压力波形，而后再由快速傅利叶转换(Fast Fourier Transfer)计算而得。上述说明，可参照美国专利US 5,265,011，Michael F O’Rourke所提出的方式。建立该函数模型的程序及验证方法将详述如后。

然后，再将步骤S21中所得压力振荡波形，以步骤S22所建立的A2B-GTF，进行中央动脉压力波形预测，如步骤S23所示。在本实施例中，该压力振荡波形包括PVR波形。本实施例A2B-GTF中，离散傅立叶转换函数（DiscreteFourier Transform；DFT）将PVR波形转换成其各个频率的正弦波分量或余弦波分量，如果该波形可以表示成x[n],那么DFT的公式可表示如下(下列所列的公式及反推(inverse)公式仅为例示，并不限制本发明的实施，类似时域对频域转换函数均为保护范围)：

$X\left[k\right]=\left(\frac{1}{N}\right)\underset{N=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}\left(x\right[n]\×e\frac{-j\×2\mathrm{\π}\×n\×k}{N}),k=0,...,N-1$

其中，X[k]所代表的是k的函数，而k直接和频率有正比关系。因此，这些系数X[k]通称为“频谱”（Spectrum），而对于X[k]的分析通称为“频谱分析”（Spectral Analysis）。故可由这些傅立叶系数X[k]，来反推或预测中央动脉压力波形x[n]，如下：

$x\left[n\right]=\underset{k=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}\left(X\right[k]\×e\frac{j\×2\mathrm{\π}\×n\×k}{N}),n=0,...,N-1$

其中，如果中央动脉压力波形x[n]有N点，那么转换出来的信号X[k]也会有N点。一般而言，X[k]是一个复数，其大小是|(X[k])|，其相位是∠X[k]。又本实施例提供一组A2B-GTF的较佳参数为：频率0Hz，其对应的大小为1.00及相位为0.00弧度；频率1Hz，其对应的大小为1.04及相位为0.18弧度；频率2Hz，其对应的大小为1.26及相位为0.33弧度；频率3Hz，其对应的大小为1.76及相位为0.36弧度；频率4Hz，其对应的大小为2.08及相位为-0.06弧度；频率5Hz，其对应的大小为1.68及相位为-0.26弧度；频率6Hz，其对应的大小为1.97及相位为-0.15弧度；频率7Hz，其对应的大小为1.98及相位为-0.47弧度；频率8Hz，其对应的大小为1.24及相位为-0.44弧度；频率9Hz，其对应的大小为1.32及相位为-0.21弧度，然本发明并不受此组参数的表示限制保护范围。该组较佳参数亦可列示如下表：

表一：A2B-GTF中较佳参数

最后，参照步骤S24，根据上述预测的中央动脉压力波形，可得到中央动脉的压力值BP。在本实施例中，中央动脉的压力值BP为收缩压，但本领域技术人员当知，预测压力值亦可为收缩压与舒张压的压差、平均血压、舒张压或其他医学临床上可参考的压力值。

综上所述，本发明将上述广义的转换函数应用于一般市售电子血压计所得到的PVR波形信号，并根据此PVR波形信号作中央动脉血压数值的预测。因此能避免先前技术中需使用限制由专业人员操作的多种仪器所造成的不便利，且一并改善不同压脉带所造成PVR波形信号的变异性，故可将本发明中央动脉血压数值的评估技术推广至一般的居家照护及临床门诊上。

A2B-GTF模型的建立

本实施例使用2F的客制化高传真压力波形记录导管(model SSD-1059,Millar Instruments Inc.,U.S.A.)执行侵入性的直接测量，该导管内部包含两个压力记录探头，同时植入受试者的中央动脉以记录中央动脉压力波形及右手臂动脉记录上臂动脉压力波形。另外相同受试者的左边手臂包覆压脉带，并在恒定压下(例如:平均60mmHg)记录压脉带内的PVR信号约持续30秒，一并记录上臂收缩压及舒张压。

各受试者测量所得的中央动脉压力波形与上臂动脉压力波形利用快速傅立叶(FFT)作独立的A2B-ITF(Aorta to brachial individual transfer function；A2B-ITF)，再将40位受试者的A2B-ITF平均而得上述A2B-GTF，此实施例的A2B-GTF为固定参数，如表一所示。因高频率部分的正弦波或余弦波分量对波形合成的贡献很少，故表一中所列的频率为然其他实施例亦可以考虑加入高于9Hz的正弦波分量。本实施例在后续预测中央动脉压力波形可以采用的所有正弦波分量，或采用其中低频率部分的正弦波分量(例如：)预测波形。

A2B-GTF模型的验证

图3A及3B为本发明所提出的A2B-GTF与先前Karamanoglu等人提出文献中转换函数作比较。此实施例的A2B-GTF使用表一所示的参数组，曲线振幅(amplitude)的最高点发生于4Hz处，其伴随变异的标准差很小，尤其小于4Hz的标准差更是微小。参照图3A，A2B-GTF的大小频谱(magnitude spectrum)和Karamanoglu的大小频谱相当近似，特别是的部分大致重叠。

将上述A2B-GTF及其参数组应用于两种型号Microlife WatchBP Office及Omron VP-2000的电子血压计上，此两种血压计皆为市售的电子血压计。受试者都是同时接受高传真压力波形记录导管记录中央动脉压力波形，以及左手臂在定压下(例如:平均60mmHg，但不限制于此压力值)记录压脉带内的PVR信号。采用Microlife WatchBP Office的电子血压计的受试者为40人，又采用Omron VP-2000的电子血压计的受试者为100人。所记录到的PVR信号则由电子血压计所测得的收缩压及舒张压作压力的校正，并利用上述A2B-GTF作中央动脉压力波形的预测。

预测所得到的中央动脉压力波形取其最大值并与同步记录的实际中央动脉的收缩压(systolic blood pressure at central aorta；SBP-C)作比较，如图4A及4B分别示为本发明应用于Microlife及Omron的电子血压计均得到良好的预测结果。经过统计方法计算，图4A示为本发明应用于Microlife WatchBP Office的电子血压计，所预测中央动脉的收缩压和实际收缩压间误差的平均值(mean)±标准差(SD)为-2.9±7.2mmHg(全距(Range)R=0.94)。图4B示为本发明应用于Omron VP-2000电子血压计，所预测中央动脉的收缩压和实际收缩压间误差的平均值(mean)±标准差(SD)为-2.1±7.7mmHg(R=0.93)。图中各点的误差值皆为预测的中央动脉收缩压减去同步实际测量的中央动脉收缩压。上述验证结果证明了本发明A2B-GTF及其参数组是适用于不同市售电子血压计上，亦即可以和这些电子血压计结合以正确预测中央动脉的血压值，并不会因为压脉带的不同而影响了预测的准确性。

以上已针对较佳实施例来说明本发明，以上所述仅为使本领域技术人员易于了解本发明的内容，并非用来限定本发明的权利范围。在本发明下，本领域技术人员可以思及各种等效变化。例如，波形信号的处理或校正顺序。又，中央动脉血压估计装置20的方块图，可插置或增加其他功能方块，但不会影响本发明技术内容，例如：滤波器或显示预测数值的荧幕等。

Claims (5)

1.一种中央动脉血压估计装置，其特征在于，包含：

压脉带；

信号记录及储存单元，提取并储存该压脉带内压力振荡波形；以及

运算及分析单元，根据该压力振荡波形并以中央动脉对上臂动脉血压波形的广义转换函数产生中央动脉压力波形，并根据该中央动脉压力波形得到中央动脉的压力值；

其中，该广义转换函数为一组傅立叶转换函数或一组快速傅立叶转换函数，且该组傅立叶转换函数或该组快速傅立叶转换函数为离散傅立叶转换函数，该离散傅立叶转换函数采一预定频率以下的各频率的正弦波分量或余弦波分量合成该压力振荡波形，该预定频率以下的各频率的分量分别对应固定的大小及相位；

并且，该组离散傅立叶转换函数表示为:

$X\left[k\right]=\left(\frac{1}{N}\right)\underset{N=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}\left(x\right[n]\×e\frac{-j\×2\mathrm{\π}\×n\×k}{N}),k=0,...,N-1$

$x\left[n\right]=\underset{k=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}\left(X\right[k]\×e\frac{j\×2\mathrm{\π}\×n\×k}{N}),n=0,...,N-1$

其中，X[k]代表的是k的函数；k直接和频率有正比关系；x[n]为预测的中央动脉压力波形的函数；X[k]是一个复数，该预定频率以下的各频率的分量所对应的大小为|(X[k])|及所对应的相位为∠X[k]；

其中，该N等于10，该预定频率以下的各频率的分量所对应的大小及相位如下：频率0Hz，其对应的大小为1.00及相位为0.00弧度；频率1Hz，其对应的大小为1.04及相位为0.18弧度；频率2Hz，其对应的大小为1.26及相位为0.33弧度；频率3Hz，其对应的大小为1.76及相位为0.36弧度；频率4Hz，其对应的大小为2.08及相位为-0.06弧度；频率5Hz，其对应的大小为1.68及相位为-0.26弧度；频率6Hz，其对应的大小为1.97及相位为-0.15弧度；频率7Hz，其对应的大小为1.98及相位为-0.47弧度；频率8Hz，其对应的大小为1.24及相位为-0.44弧度；频率9Hz，其对应的大小为1.32及相位为-0.21弧度。

2.如权利要求1所述的中央动脉血压估计装置，其特征在于，还包含：

压力变化调控单元，控制该压脉带内的增压、维持压力或减压。

3.如权利要求1所述的中央动脉血压估计装置，其特征在于，该压力振荡波形包含脉波容积记录波形。

4.如权利要求3所述的中央动脉血压估计装置，其特征在于，该脉波容积记录波形通过该压力变化调控单元控制该压脉带内维持压力于恒定压力下所得到的压力信号。

5.如权利要求1所述的中央动脉血压估计装置，其特征在于，该中央动脉的压力值包含收缩压与舒张压的压差、收缩压、平均血压及舒张压。