间接测压原理

（一）柯氏音听诊法（the auscultatory method）

1896年，意大利医生Scipione Riva Rocci首创了将袖带与血压计连接起来测量血压的方法。在充分考虑了人体的解剖结构后，Riva Rocci选择肱动脉作为测量对象，用没有伸缩性的材料包绕一条宽约5cm的橡胶带后缠绕上臂一周，通过连接在橡胶带上的橡胶球，将空气打入袖带内直到不能触及桡动脉搏动，然后释放袋内空气，直至桡动脉搏动再次出现，此时水银下降所至的读数就是收缩压。Riva Rocci的设计可以说是血压计发展史上的一次重大突破，但它最主要的缺点是使用的袖带太窄，容易造成测量结果偏高，直到1901年Von Recklinghausen才意识到这一点，并改用12cm宽的袖带。1905年，俄国的外科大夫Nikolai Korotkoff将听诊器应用到血压的测量中，提出可以利用裹于上肢的袖带气囊下部肱动脉处听到的某种声音作为判断收缩压和舒张压的指征，同时也解决了一直以来未能测到舒张压的问题。此后，以Korotkoff测量血压的原理为基础，听诊法血压测量技术不断得到发展。

通常，把听诊器放在肱动脉上是听不到血流声音的，因为正常血流是无声的。测量时先给气囊打气，以提高其中的气压，当气压高于心缩压时，肱动脉被压闭，血流被阻止，听诊器听不到声响，末端动脉搏动随之消失；然后让气囊放气，使气压缓慢下降（图2－1）。当气囊气压下降到略低于收缩压时，血流就能冲过去，过后由于血压下降快于气囊气压下降，动脉又被压闭，直到心脏再次收缩，血压又上升到高于气囊气压时，血液才又一次的冲过去，气囊下血流间断的通过，并有末端动脉搏动，血流具有脉动的形式。随着气囊内压力继续下降，当气囊气压低于舒张压时，血流就畅通无阻（上述讨论没考虑管壁弹性）。在血流冲开血管流过去时，血管壁将振动发声，因而可以利用听诊器听到一系列的有规律的声音。这一系列的声音，即所谓的柯氏音。

图2－1 汞柱血压计的期待压强和收缩压、舒张压

从柯氏音的变化过程中可以找到两点，一点定为记录收缩压的时间，另一点定为记录舒张压的时间。

柯氏音一般分为4相或5相。

第1相：清晰而往往是轻微的叩击音突然出现，声音越来越宏亮。

第2相：带有沙沙声的弱音。

第3相：逐渐转强，但音质未变。

第4相：突然减弱，转为钝音。

第5相：沉默无声。

随着气囊放气的进行，气压不断地下降，柯氏音的强弱变化的大致情况（图2－2）。

利用间接式血压计测量动脉压时，在气囊的缓慢放气过程中 （放气不宜过快，否则会因水银柱下降的惯性引起测量误差），可以根据柯氏音的各相变化来判断收缩压和舒张压。一般是将柯氏音的第1相的出现时间作为记录收缩压的时间（图2－2中P1）。舒张压如何记录有两种不同的看法，一种是应根据柯氏音的第4相出现的时间（图2－2中P4）记录，另一种则认为应根据柯氏声的第5相出现的时间（图2－2中P5）记录。

图2－2 柯氏音的各相

（二）示波法

血压测量时袖带气囊中的压力除了随放气下降外，还存在一个震荡，这个震荡被称为脉搏波，该脉搏波的幅度有一定的规律，示波法（oscillometry）测压就是基于这样一个振动规律。

测压时先向袖带气囊内充气，达到最大充气压后，以恒速缓慢放气。气囊内的静压与叠加的动脉搏动波由压力传感器接收，压力传感器将压力的高低转换成电压的大小，经过电子线路放大和滤波后，即检测到气囊内静压与动脉搏动幅度。在开始阶段，气囊内静压大于收缩压，动脉被压闭，没有振荡波或仅有细小的振荡波。当静压小于收缩压时，动脉逐渐扩张，振荡波波幅逐渐增大；当静压等于平均动脉压时，动脉完全畅通，波幅达到最大值，以后波幅逐渐减小；当静压小于舒张压时，动脉充分扩张，波幅维持较低水平。放气过程中气囊内压力变化和肱动脉搏动波见图2－3。

图2－3 动脉波动示波图
SP．收缩压；MP．平均动脉压；DP．舒张压

早期的研究将脉搏波的变化规律与柯氏音的变化规律进行类比，发现肱动脉压力振荡波振幅与柯氏音强弱之间有一致的趋势关系。其原理是：①从血流动力学看，柯氏音与脉搏波都是源于动脉血液流动及压力的周期性变化，因此二者必然有一定的联系。②脉搏波曲线的包络线的拐点（即二阶导数等于零值的点），对应于柯氏音的突破点，也就是对应于收缩压与舒张压的代表点；脉搏波的极值点即最大值，反映到柯氏音上就是对应于平均动脉压的代表点。所以有的学者指出，示波法是“柯氏音法的变型”，当气囊内静压降至90mmHg时，动脉波的波幅达到最大值即MP点，此时气囊内压力非常接近动脉内直接测压的平均动脉压。图2－3中SP和DP为包络线的拐点，它们所对应的气囊内压力分别与柯氏音听诊法所测得的收缩压和舒张压较一致。

图2－3中波形幅度最大处对应的袖带气囊压力是平均压，收缩压和舒张压不能直接测量得到，需要经过一些计算方法得到。目前，利用示波法原理测量血压的计算方法主要为两大类：波形特征法和幅度系数法。

波形特征法是通过识别脉搏波在收缩压和舒张压处的波形特征来判别血压。其比较典型的判别方法有以下两种。①定性法：Corall和Strunin于1975年提出：收缩压的判别点在脉搏波幅度出现明显增加处，舒张压判别点在脉搏波幅度出现明显减小处。定性法判别准则从脉搏波幅度的变化量入手，采用差分计算方法，求相邻脉搏波幅度的差值，认为差值最大的点为突变点。②压力波包络线拐点判别法：江国泰与斋腾正男从力学原理出发，提出了一个理想化的上臂活组织力传递模型，并由此证明收缩压、舒张压与脉搏波包络线的拐点相对应。压力波包络线拐点判别法在理论上是可行的，但用此观点指导仪器设计时却会遇到很大的困难，主要是包络线拐点的不明确性。首先，包络线的确定中，由于采用算法的不同会导致拐点位置的不同。另外，由于叠加在袖套压强曲线上的脉搏波幅值非常小，并存在各种原因引入的干扰信号，这也使压力波包络线拐点的确定非常困难。

幅度系数法又称归一法。它是将脉搏波振动信号的幅值与信号的最大幅值相比较，再进行归一化处理，通过确定收缩压和舒张压的归一化系数来识别收缩压与舒张压。一些学者经过深入研究和广泛实验，总结出一些便于定量分析的规律。Geddes等将袖套内压强等于收缩压或舒张压时对应的脉搏波幅度，与幅度最大值之间的比例关系进行了研究，发现收缩压对应的压强波幅度为最大幅度的75%～80%。Mauro建立了数学模型来模拟示波法测量血压，结果与Geddes的实验结果相近：收缩压的归一化系数为0．46～0．64，舒张压的归一化系数为0．43～0．73。

由于示波法检测到的是叠加在血压信号上的脉搏波信号，削弱了反映血压变化的高频成分，因而使用袖带的示波法测量技术在跟踪、反应血压的突然变化上能力不足；该方法还对病人的运动敏感，因而在测量过程中需要经常判断是否有运动等干扰存在，以保证测量的准确性。另外，脉搏波的振幅除了与血压有关外，还受其他因素影响，其中最重要的是动脉的僵硬度。所以，具有动脉僵硬和脉压较宽的老年患者其平均动脉压可能明显低估。用模拟的压强波研究还显示：仪器之间有显著差异，120mmHg的收缩压在不同的仪器可记录为110mmHg或125mmHg。在高档的医用监护仪中，多数采用示波法和柯氏音法相结合的方法，以提高测量精度，实现血压的间歇性测量。

（三）无创连续血压测量方法

连续式测量法是在某一时段内无创连续的测量血压，能够检测每搏（beatto－beat）血压及连续的动脉压波形，为临床诊断与治疗提供更充分的依据，特别是在临床监护以及特殊情况下观察血压连续变化方面，具有传统方法无法比拟的优势。

1．动脉张力测定法　动脉张力测定法在1963年由Pressman最早提出。其理论基础是具有内在压力的血管被外力部分压扁时，血管壁的内周应力发生变化，当外力达到某一特定值时，血管内压力与外力相等，此时通过测量外压力即可得到动脉血压，同时依据外围动脉压与中心动脉压的相关性，可利用相应的转换函数计算出中心动脉压。

动脉张力法通常选择底部贴近坚硬的骨组织的浅表动脉进行测量，常用的被测动脉有桡动脉、颈动脉和股动脉。使用动脉张力法精确测量血压必须解决好两个关键技术。一是压力传感器必须足够小，而且能精确定位在被测动脉被压扁部分的正上方，以准确测量动脉压；二是在压力传感器上，提供一个大小合适且持续可调的下压力，使被测动脉被部分压扁以提供相对足够大的压扁管壁面积，压力太大会将血管彻底压闭，压力太小又不能保证足够大的压扁管壁面积以消除管壁张力的影响。从1976年开始出现应用张力测定法测量血压的商品化产品，通过采用多个独立压电传感器单元组成的阵列代替单个传感器，以及在传感器上加装压力可调气囊的方法解决以上两个关键技术。该系统还配备了一套由示波法血压计构成的校准系统，每次被测者配带传感器装置以及测量过程中传感器出现明显移位以后，系统都会自动执行校准，同时系统也能可调地进行周期性校准。

动脉张力法测压的临床使用效果是测量精度较高，基本能达到较长时间无创连续血压测量的要求。但是由于传感器对位移的高度灵敏性，要保持长时间传感器测量位置相对固定比较困难，同时气囊加压装置在长时间测量过程中也影响被测者的舒适度，因此动脉张力计在运动测量、长期测量以及简化操作方面仍有许多问题亟待改进。

2．恒定容积法　恒定容积法测量原理是当施加于血管外部的压强在某一时刻等于血管内的压强时，血管的直径不随血压的波动而变化，而处于恒定容积（vascular unloading）的状态。在这种恒定状态下，只要相应的外加压强等于血管内压强时就可以实现血压的无创测量。实现过程需要有一个随动压强跟踪系统，根据血压波动，实时调节外加压强，使血管处于恒定容积状态，检测外加压强信号，就可以得到动态的血压数值。血管容积的测定是通过光电描记法来实现的，用发光二极管作为光源，光电检测器检测光线通过组织以后的透光强度变化而得到血管容积的变化。

恒定容积法血压测量技术不足之处：①指端压不等于通常意义的血压，受血管收缩、微循环障碍等因素的影响较大；②该方法通过光电描记法测得的信号幅度是手指内动脉血管直径变化的函数，由血管顺应性特性决定，因而无法区分信号幅度变化是来自血管直径的变化还是其他因素导致的血管顺应性的改变；③如果维持连续测量时施加于手指上的压强，会使病人产生不适，而且测得的血压值相对于真实值存在一个直流偏离。采用该原理的测量装置测得的收缩压和平均压的离散性较大，性能指标没有达到美国医疗器械促进协会（AAMI）推荐的标准差不大于8mmHg的标准。就总体性能而言，恒定容积法血压测量不能作为临床上病人绝对血压值的测量方法，但是在连续跟踪血压动态变化能力上，该方法不失为一个有效的连续无创血压测量方法。

3．脉搏波速测定法　脉搏波速测定法是根据脉搏波沿动脉传播速率与动脉血压之间具有正相关性的特点提出的，通过测量脉搏波速，间接推算出动脉血压值。脉搏波速可通过脉搏波在动脉中两点间的传递时间计算出，因此可采用相同原理利用脉搏波传导时间间接推算动脉血压值。经验上认为，血压与脉搏波速具有准线性关系，早在1878年Moens就提出了能证明这种准线性关系数学基础的模型。1976年Gribbin等提出利用脉搏波速连续测量血压变化，并在实验中取得成功，但是尚不能测出血压值。直到20世纪80年代初，日本人Tanaka等首次通过对脉搏波速的测量推算出动脉血压值，但是测量结果离散性较大，精度仍有待提高。为了提高测量精度，许多学者又进一步研究了影响血压与脉搏波速相关性的因素，认为脉搏波速除受动脉血压影响外，还取决于动脉管的物理特性和几何特性，尤其是动脉管壁的弹性特性。除此之外，脉搏波速还受血液密度、黏度、泊松比以及周围组织对管壁的约束等多种因素的影响。在体测量时，脉搏波速—血压曲线离散性较大的原因主要在于血管壁平滑肌固有黏弹性和舒缩活动，特别是舒缩活动，通过影响血管弹性而间接影响脉搏波速。因此建议选用平滑肌成分较少的大动脉进行测量和采用适当的数据处理方法，并且在检测脉搏波速的同时，辅以其他有关舒缩活动的测量，以进一步提高测量精度。

实验证明，采用脉搏波速方法设计的无创连续血压检测产品，与示波法血压计测量血压的精度相当。但是由于心脏与指端间实际动脉长度不易精确测量，因此给计算脉搏波速带来很大误差。为解决这个问题有人提出了一种手臂脉搏波速测量法，他们采用2个光电传感器同时测量同一手臂的指端和肘内侧光电体积描记图信号，由于2个测量点间距可精确测量，因此能够较精确的推算出平均脉搏波速，应用此法测量的脉搏波速推算血压值有望进一步提高计算精度。

4．脉搏波特征参数测定法　脉搏波由心脏开始向动脉系统传播时，不仅受心脏本身的影响，同时也会受流经各级动脉及分支中各种生理因素，如血管阻力、血管壁弹性和血液黏性等的影响，使动脉波中包含有极丰富的心血管系统生理病理信息。因此，脉搏波压力及波形特征变化是评价血压等人体心血管系统生理病理状态的重要依据。常用脉搏波特征参数包括主波高度、主波上升时间、重搏波高度、重搏波相对高度。

1995年胡章和等提出了一个与脉搏波幅值、时间周期有关的脉搏波特征参数α，并通过回归分析的方法构造了孕妇收缩压、舒张压与α的回归方程，实验证明孕妇血压与α呈线性相关，并能通过回归方程和提取的α值连续监测孕妇血压。1996年罗志昌等提出了一个以脉搏波图面积变化为基础的脉搏波波形特征量K值。通过理论分析、动物实验以及临床检测，证实心血管生理和病理上的变化将会引起脉搏波波图特征和面积的相应变化，它可反映在特征量K值的变化上，不仅很有规律，而且相当敏感。2002年焦学军等通过逐步回归法分析了K值等多个与血压相关的脉搏波特征参数与收缩压和平均动脉压的相关性，并分别建立了回归方程。为降低个体差异的影响，均未对所有受试者建立统一的特征方程，而是在每次测量前为每个受试者单独建立特征方程。通过与张力测定法和示波法的测量结果进行比较，该方法具有较高的测量精度，可以应用于临床危重病人的血压监护和一般医学研究。2002年Putyatina对3种利用脉搏波图数据进行血压测量的方法的精确性进行了比较，结果表明采用脉搏波图波峰上升速度进行测量的方法的测量精度最高，误差小于5%；其次是采用脉搏波图量值计算法，精度最差的是采用离散数据进行总结的方法。