基于光电容积脉搏波描记法的无创连续血压测量_李章俊

31卷4期2012年8月

中

国生物医学工程学报ChineseJournalofBiomedicalEngineering

Vol．31No．4August2012

基于光电容积脉搏波描记法的无创连续血压测量李章俊王成

摘

*

朱浩金凡马俊领

200093）

（上海理工大学医疗器械与食品学院，上海

要：为了摆脱传统血压计充气袖带的束缚、实现长期连续的血压监测，很多学者开展了基于PPG实现无创、连

续血压监测的研究。阐述基于光电容积脉搏波描记法（PPG）实现无创、连续血压测量的基本原理。将当前基于PPG无创血压监测的研究分为3类，分别为心电（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，分析这3类技术的基本测量原理、测量精度及其优缺点。在此基础上，论述基连续监测血压的发展方向。于PPG实现无创、

关键词：血压；光电容积脉搏波描记法；无创中图分类号

R318

文献标志码

A

8021（2012）04-0607-08文章编号0258-

TheResearchProgressofNon-InvasiveandContinuousBloodPressure

MeasurementBasedonPhotoplethysmography

LIZhang-Jun

WANGCheng

*

ZHUHaoJINFanMAJun-Ling

（SchoolofMedicalInstrument＆FoodEngineering，UniversityofShanghaiforScienceandTechnology，Shanghai200093，China）

Abstract：Noninvasiveandcontinuousbloodpressuremonitoringhavebeenintensivelyinvestigatedanddevelopedinattempttogettingridofinflatablecuffandrealizingthelongtermbloodpressuremonitoring．Thisarticleanalyzedtheprincipleofnoninvasiveandcontinuousbloodpressuremeasurementbasedonphotoplethysmography（PPG）．TheresearchesofcurrentnoninvasivebloodpressuremonitoringbasedonthePPGwareclaasifiedintothreecategoriesincludingcombinationofelectrocardiograph（ECG）andPPG，twochannelsPPG，andutilizationofpulsecharacteristicparameter．Themeasurementaccuracy，advantageanddisadvantageofthethreetechnologiesweresummarized．ThedevelopmenttendencyofthenoninvasiveandcontinuousmonitoringbloodpressurebasedonthePPGwasdiscussed．Keywords：bloodpressure；photoplethysmography（PPG）；noninvasive

引言

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示波法

［2］

［1］

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

。医院与家庭

［3］

。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

［4］

中所使用的血压测量装置，主要是基于柯氏音法或

，虽然能够较为准确地测量出血压值，但

只能测量出某个时刻的血压袖带需要充气放气，

值，无法对血压进行连续监测。此外，袖带还会对使被测对象的手臂或者手腕等测量位置产生压力，被测者产生不适感。连续血压监测能够让人们了

doi：10.3969/j．issn．0258-8021.2012.04.0001-08，06-06，收稿日期：2012-录用日期：2012-

。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，对于心疾病的诊断有很大的帮助，这是血管状况的评估、

一般的检查手段难以得到的

［5］

。

当血液流过外周血管中的微动脉、毛细血管和微静脉等微血管时，该部分微血管的血液容积在心

“科技创新行动计划”基金项目：上海市科委2011年度生物医药领域产学研医合作项目（11DZ1921703）*通信作者。E-mail：shhwangcheng@yahoo．com．cn

608中国生物医学工程学报31卷

脏搏动下同样会呈现脉动性变化。血液容积的脉动性变化反映出心搏功能、血液流动、外周血管和微循环等诸多心血管的重要信息

［6］

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］

，这种血液容积。利用超声的方法测量动脉的直径与动脉

的脉动性可以通过光电传感器进行记录，即光电容积脉搏波描记法（photoplethysmography，PPG）。光电容积脉搏波描记法的基本原理为：光源与光电接收器组成的探头与皮肤相接触，发射光束将会与皮吸收和散射肤组织以及血液发生反射、

［7］

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，提出了即弹性模量（E）与血管跨壁压（Ptm）之间的关系式，

E=E0exp（αPtm）

（3）

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0.016～0.018mmHg－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

PWV=

exp（αPtm）ρD

，光电接

收器接收光信号并转换为电信号，从而反映出容积用此方法获得的信号叫做PPG脉搏波的脉动情况，

信号。利用光电容积脉搏波描记法进行血压监测，能够克服传统血压测量的缺点，摆脱袖带的束缚，佩戴舒适，不会造成额外的负担，可以24h对人体血压进行连续监测。

Moens与Korteweg就提出脉搏波早在1871年，

传播速度（pulsewavevelocity，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］

Ptm=Pi–Pex，Pi表示动脉内部压力，Pex表示式中，

动脉外部压力。

PWV随着Ptm的增加而增从该方程可以看出，

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］

（4）

。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无法直但若知道脉搏波通过动脉两点之间接容易地测得，

PWV就可以通过脉搏波在动脉中两点间传的距离，

递时间（pulsetransittime，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。

，之间的关系可以表示为

PWV=（ρD）－1/2

（5）

式中，ρ表示血液密度。

动脉膨胀性D可以表示为

D=

（dV/dP）

V

（6）

1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

C=

ρD

V表示动脉血容量，P表示动脉血压。式中，

PWV与体积压力变化将式（5）与式（6）合并，之间的关系可以表示为

［11］

PWV=

可见，两个模型都表现了PWV与动脉血压之

ρV

（7）

h表示血管壁的厚度，E是管壁的杨氏弹性模式中，

D是平衡状态下弹性管的内径，ρ是流体的量，密度。

对于人体主动脉脉搏波的波速

PWV=K

ρD

（1）

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

PWV=

Δx

PTT

［12］

（8）

。

［6］

式中，人体主动脉的K=0.8。

（2）

式中，Δx表示动脉两点之间的距离

PWV与动脉管壁的弹性大从式（2）可以看出，

弹性越大（弹性模量E越小），则脉搏波的小有关，

2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

4期李章俊，等：基于光电容积脉搏波描记法的无创连续血压测量

609

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

［13］

。Chen等认为，的时间间隔为PTT来估计血压

只要血管壁的弹性模量保持恒定，收缩压（SBP）的其中高频分量是由心变化量可由高频分量来表示，

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

v=

K

T

（9）

图1

图解说明

［15］

可推导出血压的计算公式

P=

1dK2

lnρ－2lnTγgaE0

。（a）PTTp与PTTf；（b）PBP

[()]

（10）

Fig．1

Illustration［15］（a）PTTp与PTTf；（b）PBP

［16］

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，动所以对式（10）两边求脉壁的弹性E0变化足够缓慢，导可得

dP2

=－dTγT

故高频分量可以表示为

ΔP=－

2

ΔTγT

（12）（11）

式中引入了人体的心率信号作为参数，即

（13）

PSi=［ks（Cdx）2i］+ksys_cal

PDi=［kd（Cdx）2kIHRIHRi］+kdis_cal（14）i］+［PSi与PDi分别代表收缩压、IHRi代表式中，舒张压，ks、kd与kIHR为固定的常第i个脉搏波的瞬时心率，ksys_cal与kdis_cal为校准参数。量，

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±9.6mmHg；DBP，小于1.5±6.4mmHg；MBP，Ferreira等设计小于1.5±6.3mmHg。基于该方法，

（见图2），了可穿戴的医疗设备“生命夹克”可实时血压进行监测地对心电、

［17］

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±标误差范围在10%内的监测数据占总数据准偏差），的97%。

Ma等对PTTp（同一个心动周期内，心电R波为PTTf（心电R波起点至PPG波形顶点的时间间隔）、

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PBP（收缩压与舒张压之后得出结论：PTTf与SBP、

［15］

。差）（如图1（b）所示）的相关性要好于PTTp

。由于把心电与PPG

传感器都设计在了夹克衫上，提高了监测装置的移动性。此外，该装置还能够收集并建立一个被测对象生理参数的数据库，可以将该库存储至MicroSD卡上，且能无线传输至电脑或移动设备。对比电子该装置估计的收缩压准确率为94.6%，舒血压计，

张压准确率为92.35%。

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。PayneRA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］

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

。由于无法检测预射血

610中国生物医学工程学报31

卷

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通过获取两PPG信了桡动脉与指动脉的PPG波形，

便可得到脉搏波传播时间号特征点的时间间隔，

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3种不同压力的理论模型，性带、利用改变外部压

图2“生命夹克”与数据采集部分Fig．2

［17］

［17］

力，对PTT进行校准。根据外部压力的不同将动脉——ZA、ZB、ZC。ZA段与ZC段分别受到来分成3段—

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

［24］所示）的PTT可表示为

VitaljacketandDataLoggingUnit

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这些因素都会影响PTT，导致估计的血压不的影响，

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。2.2

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，如手指与将测得的脚趾或者手指与耳朵这些位置的传感器，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法

［22］

［19－21］

PTT（t）=

ΔZA

exp（－k（Pbp（t）+ρgh（t）－Pex，A））+PWV0

ΔZB

exp（－k（Pbp（t）+ρgh（t）））+PWV0

ΔZC

exp（－k（Pbp（t）+ρgh（t）－Pex，C））PWV0

（15

）

，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，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

。

图4Fig．4

McCombie开发的无创血压监测装置［23］Non-invasivebloodpressuremonitordesigned

byMcCombie［23］

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PPG波形的振当Ptm=0时，压力Ptm=Pm+Ph!Pex，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其中高度是通过的内外压力差ΔP=Pm!Pex=ρgh，

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

图3Fig．3

图解手臂上测量部位

［22］

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

DiagramofthePPGsites［22］

4期李章俊，等：

基于光电容积脉搏波描记法的无创连续血压测量

611

该技术运用的PPG信号采集方法和ECG与PPG结合的测量技术所使用的采集方法相同，主要采集手

［13，26］

。文献［13］从脉搏波中提指部位的PPG信号

取了4个较为重要的特征，分别为3/2脉搏波振幅1/2脉搏波振幅宽度（width2）、心脏宽度（width1）、

心脏舒张时间（t2），如图6所示

：收缩时间（t1）、

图5Fig．5

两段弹性带三种不同压力的理论模型

［24］

。

Fig．6

图6［13］

图解收缩时间t1与舒张时间t2

（a）测量位置；（b）受力分析

Twoelasticbandswiththreedifferent

externalpressuresmodel［24］．（a）Measurementsite；（b）Forceanalysis

Diagramofsystoletimet1anddiastole

timet2［13］

在对它们进行血压相关性分析实验后，从表1

^mP

1PWV01

=ln－lnkPTTA+ΔZB+C

(()())－P

DBP的相关性最好，看出舒张时间t2与SBP，分别为

h，2

R=－0.811，R=－0.690。

表1

Tab．1

特征参数与血压之间的平均相关性

［13］

（16）

C=ΔZCexp（kPex，其中，A=ΔZAexp（kPex，A），C）。

此方法不需要外部激励，便可方便地完成自我从而保持测量结果的精确性。该方法确定了校准，

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。

两路PPG结合的血压测量技术能够保持动脉并且避免了心脏预射血期的影响。血管的一致性，

然而，从图4可以看到，手腕与手指部位的PPG传与ECG与PPG结合的血压测感器显得十分突兀，

量技术所使用的传感器一样，传感器部分与其他部分通过有线方式连接，给生活带来不便，连洗手、洗由于两个传衣服等日常生活都将受到影响。此外，

感器之间的距离易受到人体运动产生变化，会直接反映到测量的时间间隔PTT上，使得估计得到的血压产生误差。

2.3脉搏波特征参数测量技术

除了上述的两种技术外，脉搏波特征参数测量技术也可用来测量血压；提取PPG信号中的特征参数，通过分析特征参数与血压之间的相关性，找到一个与血压相关性最好的特征参数，将其作为变量，进行回归分析，建立回归方程用于血压的估计。

Themeancorrelationcoefficientsbetweenacertain

featureandbloodpressure［13］

Rwidth1width2width1－wtwidth2－wtt1－wtt2－wt

SBP!0.566!0.574!0.720!0.732!0.781!0.811

DBP!0.387!0.412!0.575!0.603!0.666!0.690

*wt表示从经小波变换后的波形中提取的特征

利用特征参数，建立一个线性回归方程，作为血压估计的关系式，即

{

SBP=aSBPt2+bSBPDBP=aDBPt2+bDBP

（17）

运用该方法估计的收缩压、舒张压与测量血压的平均差和标准偏差SBP为－0.31±6.64mmHg，DBP为－0.36±5.21mmHg。

Yoon等对5名实验对象5天的血压值以及ECG、PPG的监测数据进行了采集，并从PPG波形

［26］

，中提取了5个特征参数（如图7所示）分别为

PTT-dp（脉搏波在心电R波至PPG最大一阶导数PTT-foot（脉搏波在R波至点之间的传播时间）、

PPG波谷之间的传播时间）、Sys-t1（心脏收缩时

612中国生物医学工程学报31卷

Dia-t2（心脏舒张时间）、2/3－wt（PPG波形2/3间）、

振幅的宽度）。表2列出了各PPG特征参数与血压PTT-dp与收缩压之间的相关系数。通过分析发现，

相关性较高，为R=!0.712。然而，与舒张压之间的估计的舒张压无法满足临床的标准，相关性不高，

发现心脏舒张时间Dia-t2与舒张压相关性达到R=!0.764，同样认为利用心脏舒张时间估计舒张压将更为准确

。

技术、两路PPG结合的血压测量技术、脉搏波特征3种技术都具有血压监测的潜参数血压测量技术，

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，以及无法都影响了该方法的准确定脉搏波传递的血管长度，

需要利用ECG传感器，影响了血压监确性。同时，

测的便捷性。两路PPG结合的血压测量技术由于易因人体运动而产生变化，造传感器之间的距离，

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

［16］

。

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。

图7Fig7

［26］

图解PPG特征参数

1）流行病学研究显示，脉搏波传播速度是心血

［26］

DiagramofPPGparameters

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

表2

Tab．2

各参数与血压之间的平均相关系数

化的心血管危险或血管损害严重程度的指标。然除了血压会影响PWV之外，年龄、性别、肥胖都而，

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］

Themeancorrelationcoefficientsbetweenacertain

featureandbloodpressure

RPTT-dpPTT-footSys-t1Dia-t22/3－wt

SBP!0.712!0.652!0.605!0.605!0.327

DBP!0.422!0.255!0.663!0.764!0.381

，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的因素进行深入研更好地对容积脉搏血流进行标定，从而建立更究，

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，如测量部位受到的保证外部压力以及高度变化对于血压估计的影响，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］

然而，有研究者认为，建立的回归方程不能从本质上表示出脉搏波与血压变化的相关关系

［27］

。

脉搏波特征参数测量技术通常采用对脉搏波特征参数与传统方法测得的血压数据进行回归分析的方法来建立收缩压、舒张压与脉搏波特征参数之间并未对血压产生的生理机制以及血压与脉的方程，

搏波参数之间的生理关系进行研究，也没有一个完心血管系统参数、脉搏波整的数学模型反映血压、

PPG信号由指夹式PPG传感器之间的关系。此外，

从手指部位获得，同样会引起佩戴者日常生活的不便。

：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

［31］

。理论与实压力使PTT产生的变化进行了研究

PTT随着接触力的增加而增加，直验的结果都表明，

PTT维持接近恒定的水平。到透壁压力大约为零时，

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

3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

4期李章俊，等：基于光电容积脉搏波描记法的无创连续血压测量

613

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］

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［12］SpulakD，CmejlaR，FabianV．Parametersformeanblood

pressure

estimation

based

on

electrocardiography

and

。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，对检测手指端的血流感受位置的要求也各不相同。例如，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并且避免环境光的干扰。波长的稳定，

4）采用合理的信号处理技术，提高获取PPG波形的准确度，如采用小波变换换

［36］

［35］

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the

toe

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finger

measured

by

、希尔伯特－黄变

对PPG信号进行信号处理。

［37］

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、心率等生理参数疗系统

［38］

，若

与移动计算、无线传输技术结合，可以组成移动医

，这将提供比远程医疗更为方便多样的保

健服务。

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