CN101327121B - 一种生理参数测量装置 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种生理参数测量装置，包括：第一判断模块：用于判断所述脉搏波特征值的变化是否符合预置条件，如果是，则触发估计模块计算血压估计值；如果否，则触发血压值测量模块重新获得参考血压值；第二判断模块：用于判断所述重新获得的参考血压值是否在预设范围内，如果是，则触发估计模块计算血压估计值；如果否，则触发生成模块重新生成血压估计规则。本发明可以对反映心血管系统机能的生理参数进行连续同步测量，特别对血压测量采用同步连续校准机制，不仅减少了其它生理参数的变化对脉搏波特征值与血压之间关系的影响，还可以在连续测量过程中，自动启动参考血压值的测量，从而保证更准确的连续测量。
Description
技术领域
本发明涉及一种生理参数测量装置，特别涉及一种可用于连续测量的生理参数测量装置。
背景技术
生理参数的监测，尤其是对反映心血管系统机能的关键生理参数的日常监测，可以使人们及早发现可能导致严重后果的心血管疾病。反映心血管系统机能的生理参数通常包括动脉血压、动脉血压变化率、心率、心率变化率、呼吸频率、呼吸频率变化率和血氧饱和度等。现有技术中，对于心率、呼吸频率和血氧饱和度等生理参数的监测都实现了连续无损地测量，而对于血压的测量仍需要采用侵入式测量方法或非侵入式测量方法。
具体地说，侵入式测量方法是一种直接测量方法，即在测量时把一根导管插入到被测对象的动脉中，通过与流体柱相连接的转换器来测量动脉压力。该方法需要由专业医护人员操作、费用昂贵，并且容易造成细菌感染和失血等医疗风险。非侵入式测量方法需要利用可充放气的袖带，主要通过血压估计规则法或振荡法来进行血压测量。目前市场上的大部分自动电子血压计都是采用振荡法测量血压，而通过护士手动操作的血压计则是采用听诊法测量血压。然而，使用这种测量方法有以下几个缺点：第一，袖带会引起被测对象的不适。如果频繁地使用袖带，袖带下方的组织和血管可能由于频繁的压迫而受到损伤；第二，由于袖带充放气需要一定的时间，袖带式装置需要较长的时间才能完成一次测量，因此它们无法实现对血压的连续测量；第三，由于袖带充放气会对血管的紧张度造成影响，从而影响测量的准确性。
所以，本领域技术人员迫切需要发展出一种可以连续测量反映心血管系统机能的关键生理参数，特别可用于血压连续测量的装置。
发明内容
本发明所要解决的技术问题是提供一种连续生理参数测量，用以在保证测量精度的前提下，连续测量心血管系统机能的关键生理参数，特别可以对血压进行连续、准确地测量。
为解决上述技术问题，本发明实施例公开了一种生理参数测量装置，包括：
血压值测量模块：用于获得参考血压值；
信号采集模块：包括心电信号采集单元和光电信号采集单元，所述心电信号采集单元用于采集心电信号；所述光电信号采集单元用于采集光电信号；
信号处理模块：包括心电信号处理单元和光电信号处理单元，所述心电信号处理单元用于在所述心电信号中确定第一参考点；所述光电信号处理单元用于在所述光电信号中确定第二参考点；
计算模块：用于根据所述第一参考点和/或第二参考点计算脉搏波特征值；
生成模块：用于根据所述脉搏波特征值和参考血压值生成血压估计规则；
估计模块：用于根据所述血压估计规则计算血压估计值；
第一判断模块：用于判断所述脉搏波特征值的变化是否符合预置条件，如果是，则触发估计模块计算血压估计值；如果否，则触发血压值测量模块重新获得参考血压值；
第二判断模块：用于判断重新获得的参考血压值与前一次获得的参考血压值的差值是否在预设范围内，如果是，则触发估计模块计算血压估计值；如果否，则触发生成模块重新生成血压估计规则，进入重新校准，其中，所述校准包括置零校准或累积非置零校准两种方式，置零校准和累积非置零校准都可以采用两种方式，一种是在不改变脉搏波特征值与动脉血压之间关系的情况下，重新确定血压估计规则中的常数和/或系数，另一种是改变脉搏波特征值与动脉血压之间的关系，并重新确定新关系中的常数和/或系数；
存储模块：用于存储所述参考血压值、脉搏波特征值和血压估计值。
优选的是，所述脉搏波特征值包括：脉搏波传输时间或脉搏波传输速度。
优选的是，所述血压估计规则为所述脉搏波传输时间与血压的关系或所述脉搏波传输速度与血压的关系。
优选的是，所述血压估计规则为：
BP＝A*f(PTT)+B；
其中，A为脉搏波传输时间系数，B为常数，f(PTT)为描述脉搏波传输时间与血压关系的函数形式。
优选的是，所述脉搏波特征值还包括：脉搏波时间间隔、心率、光电容积描记信号的时域特征量或周期域特征量。
优选的是，所述计算模块还包括：
心率测量单元：用于根据所述心电信号和光电信号计算心率及其变化率；
和/或，呼吸频率测量单元：用于根据所述光电信号计算呼吸频率及其变化率；
和/或，血氧饱和度测量单元：用于根据所述光电信号计算血氧饱和度。
优选的是，所述脉搏波特征值的变化包括相邻两搏之间的变化，和/或，一定时间内的所述脉搏波特征值的变化率。
优选的是，所述的装置，还包括输出模块：用于输出血压估计值。
优选的是，所述的装置，还包括报警模块，用于在第一判断模块判断所述脉搏波特征值的变化不符合预置条件时触发，发出报警信息。
优选的是，所述的装置，还包括时间控制模块：用于当连续测量时间超过预设时间长度时，控制所述血压值测量模块重新获得参考血压值，并控制所述生成模块根据所述参考血压值重新生成血压估计规则。
与现有技术相比，本发明实施例具有以下优点：
首先，本发明通过血压值测量模块、信号采集模块获得的多个信号，可以连续、同步获得包括血压参数的多个反映心血管系统机能的生理参数；
其次，采用本发明的装置进行血压测量时，包括至少两种工作模块，一种是测量模式，一种是校准模式，在初始校准时使用测量模式，如果在测量模式下检测到被测对象生理状况出现突然变化时，则自动转到校准模式。从而充分考虑到被测对象本身的生理状态，提高测量的准确度；
最后，本发明对血压测量采用同步连续校准，不仅减少其它生理参数的变化对血压估计规则的影响，还可以在连续测量过程中，自动启动参考血压值的测量，从而保证更准确的连续测量。
附图说明
图1是本发明的一种生理参数测量装置实施例的结构框图；
图2是本发明实施例中利用光电容积描记信号的每搏波形获得其它脉搏波特征值的示意图；
图3是本发明实施例中利用光电容积描记信号的每搏波形的周期谱获得归一化周期谱特征频段面积(NHA)的示意图；
图4是应用本发明的优选实施例进行血压测量时初始校准的流程图；
图5是应用本发明的优选实施例在连续血压测量过程中重新校准的流程图。
具体实施方式
为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图和具体实施方式对本发明作进一步详细的说明。
本发明实施例的核心构思之一在于，提出一种基于脉搏波特征值(例如，脉搏波传输时间)的血压估计规则的同步连续校准机制，以及测量过程中的自动校准机制，从而实现更精确地连续动脉血压、血压变化率的测量，同时实现全面、准确地反映心血管系统功能的其它生理参数的测量。
参照图1，示出了本发明的一种生理参数测量装置实施例的结构框图，具体包括以下模块：
血压值测量模块101：用于获得参考血压值；
信号采集模块102：包括心电信号采集单元1021和光电信号采集单元1022，所述心电信号采集单元1021用于采集心电信号；所述光电信号采集单元1022用于采集光电信号；
信号处理模块103：包括心电信号处理单元1031和光电信号处理单元1032，所述心电信号处理单元1031用于在所述心电信号中确定第一参考点；所述光电信号处理单元1032用于在所述光电信号中确定第二参考点；
计算模块104：用于根据所述第一参考点和/或第二参考点计算脉搏波特征值；
生成模块105：用于根据所述脉搏波特征值和参考血压值生成血压估计规则；
估计模块106：用于根据所述血压估计规则计算血压估计值；
第一判断模块107：用于判断所述脉搏波特征值的变化是否符合预置条件，如果是，则触发估计模块106计算血压估计值；如果否，则触发血压值测量模块101重新获得参考血压值；
第二判断模块108：用于判断所述重新获得的参考血压值是否在预设范围内，如果是，则触发估计模块106计算血压估计值；如果否，则触发生成模块105重新生成血压估计规则。
存储模块109：用于存储所述参考血压值、脉搏波特征值和血压估计值。
其中，所述血压值测量模块101可以为采用振荡法的袖带式血压计，具体包括袖带、袖带压力调节单元、压力传感器、袖带压力检测单元和袖带式血压值计算单元等单元。这种袖带式血压计的工作原理为，压力传感器检测袖带内压力信号的振荡幅度，获得特征血压值，例如，平均血压值，然后，由袖带式血压值计算单元对该特征血压值进行换算，得到收缩压和舒张压，即参考血压值。当然，本领域技术人员采用其它血压测量仪或其它测量方法获得参考血压值也是可行的，本发明对此不需要进行限定。
所述信号采集模块102的心电信号采集单元1021可以通过放置于被测对象不同位置的电极采集到心电信号，所述心电信号为表征心脏活动情况的动作电位信号。在现有技术中，具有多种心电信号的采集方法，本领域技术人员根据需要或经验采用任一种方法都是可行的，本发明对此不作限制。
信号处理模块103的心电信号处理单元1031接收到所述心电信号后，可以对所述心电信号进行滤波、放大等处理，以便过滤掉检测信号的杂波，提高测量的准确性。优选的是，所述第一参考点为对应于血流从心脏流入大血管的开始时刻的点，即R型波的顶点，在这种情况下，所述心电信号处理单元1031可以采用顶点检测算法检测到心电信号R型波的顶点，通过定位该顶点，即可确定第一脉搏相关信号的第一参考点。
优选的是，所述光电信号为光电容积描记信号，即表征动脉血容积变化的光学信号。在种情况下，所述信号采集模块102的光电信号采集单元1022包括至少一对发光二极管和光电检测器，需要说明的是，当该采集单元1022进行血氧饱和度测量时，则需要至少两对发光二极管和光电检测器。光电容积描记信号可以在肢体末端，例如，指尖处进行采集。当然，本领域的技术人员采用其它测量元件以及测量方法也是可行的，本发明对此不需要进行限定。
信号处理模块103的光电信号处理单元1032接收到所述光电信号后，也可以对所述光电信号进行滤波、放大等处理，以便过滤掉检测信号的杂波，提高测量的准确性。光电信号处理单元1032在所述光电容积描记信号中确定其特征点，例如底点、顶点或其它定义的特征点，用以作为第二脉搏相关信号的第二参考点。当然，这些参考点也可以由信号的一阶导数或二阶导数检测到，可以理解，本领域技术人员根据需要或经验以其它参考点作为第一和/或第二参考点，或以其它方式确定上述第一和/或第二参考点都是可行的，本发明对此不需要进行限定。
根据所述第一和/或第二参考点，计算模块104即可以计算出被测对象的脉搏波特征值。
在实际中，一种优选的情况为，所述脉搏波特征值为脉搏波传输速度(Pulse wave velocity，PWV)。所述脉搏波传输速度是指脉搏波沿动脉传输的速度，这个速度与血压相关，并且这种相关性是被测对象所依赖的。如果能得到被测对象的脉搏波传输速度与血压之间的关系，就可以利用脉搏波传输速度来估计血压。在本实施例中，所述脉搏波传输速度可以通过心电信号上的第一参考点与同时测得的光电容积描记信号上的第二参考点之间在同一心动周期内的时间间隔确定，在这种情况下，所述生成模块105可以根据至少一组参考血压值以及与其同步测量得到的脉搏波传输速度，计算出被测对象依赖的脉搏波传输速度与血压的关系，这种关系即为一种血压估计规则，例如，一种描述脉搏波传输速度与血压的关系式为：
BP＝Sf(PTT)+B；
其中，S为脉搏波传输速度项系数，B为常数项，f(PWV)为描述脉搏波传输速度与血压关系的函数形式，可以为线性关系、指数关系或对数关系。优选的是，在血压较低的范围采用线性关系，在血压较高的范围采用指数形式。
由于所述脉搏波传输速度的测量可以通过测量脉搏波传输时间(Pulse transit time，PTT)获得，也就是说，通过测量脉搏波在动脉上两点之间传输所需的时间，可以得到所述脉搏波传输速度。因而，作为另一实施例，所述脉搏波特征值可以为脉搏波传输时间。在实际中，脉搏波传输时间可以利用心电信号上的参考点和同一个心动周期内在外周动脉上检测到的脉搏波上的参考点来确定。所述脉搏波可以采用光电容积描记法检测到。公知的是，光电容积描记法是通过把光打到被测对象的身体组织上，测量组织的反射光、透射光或散射光，被光电检测器接收到的光表征了组织下血流量的变化情况。当然，本领域技术人员根据需要采用其它检测脉搏波信号的方法，例如，利用压力传感器和阻抗容积描记法等，也是可行的，本发明对此并不需要进行限定。
在本实施例中，所述脉搏波传输时间可以通过心电信号上的第一参考点与同时测得的光电容积描记信号上的第二参考点之间在同一心动周期内的时间间隔确定。在这种情况下，所述生成模块105可以根据至少一组血压值以及同步测量得到的脉搏波传输时间，计算出对象依赖的脉搏波传输时间与血压的关系，这种关系即为一种血压估计规则，例如，一种描述脉搏波传输时间与血压的关系式为：
BP＝Af(PTT)+B；
其中，A为脉搏波传输时间项系数，B为常数项，f(PTT)为描述脉搏波传输时间与血压关系的函数形式，可以为线性关系、指数关系或对数关系。优选的是，在血压较低的范围采用线性关系，在血压较高的范围采用指数形式。
当然，本领域技术人员也可以采用不同方法生成多种所述脉搏波特征值与血压的血压估计规则，本发明对此不作限制。
在实际中，利用脉搏波传输速度或脉搏波传输时间测量血压的好处在于，不需要使用袖带，可以实现快捷、舒适、长时间地测量，并且该测量还可以频繁、连续地进行，也不会对被测对象的测量部位造成任何损伤。
优选的是，所述计算模块104还可以计算出其它脉搏波特征值，例如，脉搏波时间间隔，心率、光电容积描记信号的时域特征量(例如归一化面积、时间特征量、以及幅值信息中的一种或多种等)和周期域特征量(如归一化谐频面积等)。为使本领域技术人员更好地理解本发明，以下对其它脉搏波特征值的计算通过图示进行说明。
参考图2，示出了本发明实施例中利用光电容积描记信号的每搏波形获得其它脉搏波特征值的示意图。
其中，所述其它脉搏波特征值可以利用光电容积描记信号或其导数信号得到，包括幅值、时间特征量、脉搏波归一化面积等。需要说明的是，图2中显示的是典型的光电容积描记信号、信号的一阶导数信号和二阶导数信号。通过光电容积描记信号相邻两博特征点之间的时间间隔即可以确定脉搏波时间间隔，其它如信号的幅值、特征时间，归一化面积等脉搏波特征值，也可从上述信号中得到。
参考图3，示出了本发明实施例中利用光电容积描记信号的每搏波形的周期谱获得归一化周期谱特征频段面积(NHA)的示意图。需要说明的是，图3中显示的是典型的光电容积描记信号的每搏波形的周期谱。其中，位置301对应于每搏波形的一次谐频(基频)的位置，位置302对应于每搏波形的二次谐频(基频)的位置，在这种情况下，归一化周期谱特征频段面积(NHA)可以定义为高次谐频(优选采用二次谐频)以上的频段面积除以基频以上的频段面积。
优选的是，本发明实施例可以实现反映心血管系统机能的其它生理参数的测量，例如心率、心率变化率、呼吸频率、呼吸频率变化率和血氧饱和度，所述计算模块106还可以包括以下单元：
心率测量单元：用于根据所述心电信号和光电信号计算心率及其变化率；
和/或，呼吸频率测量单元：用于根据所述光电信号计算呼吸频率及其变化率；
和/或，血氧饱和度测量单元：用于根据所述光电信号计算血氧饱和度。
需要说明的是，上述生理参数也可作为脉搏波特征值，并可参与本发明实施例中的实际应用及计算。具体而言，通过计算光电容积描记信号相邻两个顶点或相邻两个底点之间的时间间隔，即可计算出心率值。为了减小计算的误差，优选的是，采用多个时间间隔的平均来计算瞬时心率。还可以通过该时间间隔计算心率变化率，其表现为一定个数的时间间隔的标准方差。此外，通过计算心电图上相邻两个R型波的顶点之间的时间间隔也可计算出心率值，进而计算出心率变化率。优选的是，采用双信号模式计算心率和心率变化率，以保证在存在杂波的情况下，仍然可以准确地得到所需要的生理参数的数值。
光电容积描记信号中还包括呼吸的信息，健康成年人的呼吸频率在每分钟10-20次。现有技术中已有很多利用容积描记信号提取呼吸频率的方法，例如，选取适当的滤波器进行低通滤波，即可得到呼吸波形，从而计算出呼吸频率。优选的是，呼吸频率的计算同样地采取双信号模式，以确保计算的准确性。
由于血液中的两种主要吸光的物质，氧合血红蛋白和血红蛋白在红光范围和红外光范围对光的吸收程度不一样，因此通过利用两种波长的光即可确定动脉血氧饱和度。通过放置具有不同波长的光敏晶体管，即红光和红外光的两个光敏晶体管在同一测量位置，可同时得到两列光电体积描记信号。首先对这两列信号进行滤波和放大，然后将红光和红外光信号的直流和交流部分分开，再根据脉冲血氧仪的原理，就可以通过这两个信号得到动脉血氧饱和度。通过利用两列不同波长的容积描记信号的交流部分与直流部分的比值，并利用经验公式，即可求得动脉血氧饱和度。
上述计算模块的多个单元可以单独设置，也可以组合设置，本领域技术人员还可以根据需要设置其它生理参数测量单元，例如，设置血流特性测量单元，即采用多普勒超声探头检测血流特性，获得的血流特性生理参数在本实施例中不仅可以仅作为相关参数提供给医生或相关人员参考或使用，还可以作为脉搏波特征值，以及在重新校准时都可作为判断被测对象的生理状况是否发生变化的依据。当然，本领域技术人员采用其它脉搏波特征值，或以其它方法获得脉搏波特征值也是可行的，本发明对此不需要进行限定。
当生成模块105生成血压估计规则后，估计模块106即可根据该规则通过所述脉搏波特征值估计血压，例如，根据每博脉搏波传输时间来估计血压，获得血压估计值。优选的是，本发明实施例还可以包括输出模块，用于输出所述血压估计值。在连续测量的情况下，该输出模块可以输出血压的连续变化情况，以便于医生或相关人员实时地监测被测对象的血压变化情况。所述输出模块可以是显示输出装置，也可以是打印输出装置，其可以单独设置，也可以与其它电子设备(例如PC、移动终端等)结合设置，本发明对此并不需要进行限定。
在实际的血压测量中，需要首先针对每个被测对象建立血压估计规则，即初始校准。优选的是，本发明实施例中，对连续每搏动脉血压测量进行初始校准时，需要确定表征血压估计规则中的至少一个参数，例如，脉搏波传输时间项的系数或常数项，而另一个参数可以从存储模块中的校准数据中调用。
参考图4，示出了应用本发明优选实施例进行血压测量时初始校准的流程图，具体包括以下步骤：
步骤401、利用血压值测量模块测量血压；
在实际中，被测对象可以使用袖带式血压计采用振荡法测量血压。在袖带充放气的过程中，压力传感器记录袖带内的压力。
步骤402：信号采集模块采集脉搏波相关信号，例如，心电信号和光电容积描记信号等；
该步骤可以与步骤401同步，在实际测量中，被测对象可以通过把手指放在心电信号采集单元和光电信号采集单元上，例如，将左手的一个手指和右手的一个手指分别放在两个电极上，再将任意一只手的一个手指放在第三个电极上，就可测得心电信号，并且，其中的一个手指同时接触发光二极管和光电检测器，即可测得光电容积描记信号。
步骤403、信号处理模块获得所述脉搏波相关信号的参考点的计时信息；
信号处理模块的心电信号处理单元和光电信号处理单元通过预处理电路分别对上述心电信号和光电容积描记信号进行滤波、放大等处理，以及采用顶点检测电路检测参考点的计时信息。所述参考点可以为心电信号R型波的顶点，以及光电容积描记信号的顶点、底点或中间点。这些参考点也可以由所述脉搏波相关信号的一阶导数或二阶导数检测到。所述计时信息为校准时时间窗的起始时间。
步骤404、血压值测量模块检测第一特征血压值；
在本实施例中，可以理解为利用振荡法测量血压的血压计检测到第一个特征血压值。
步骤405、开始校准时间窗；
在实际中，当检测到第一特征血压值时，血压值测量模块会发出一个同步化信息，以便初始化校准时间窗，在该校准时间窗中记录的脉搏波传输时间可用来进行校准。
步骤406、计算脉搏波传输时间及其它脉搏波相关信号的特征量；
在本实施例中，所述脉搏波特征值的计算可以为根据心电信号上的参考点和同一个心动周期内光电容积描记信号上的参考点之间的时间差来计算脉搏波传输时间及其它脉搏波相关信号的特征量。
步骤407、血压值测量模块检测第二特征血压值；
步骤408、结束校准时间窗；
当通过步骤407利用振荡法测量血压的血压计检测到第二个特征血压值时，血压值测量模块会发出另一个同步化信息，以便结束校准时间窗。或者，在超过某个预定的时间范围(如10秒)时，结束校准时间窗。
步骤409、判断有效的脉搏波传输时间个数是否满足要求，如果是，则执行步骤411；如果否，则返回步骤401；
例如，由于如运动噪声等的干扰而使校准时间窗内有效的脉搏波传输时间个数低于预设值，则整个校准过程会重新进行。
步骤410、血压值测量模块计算参考血压值；
具体地说，血压值测量模块根据所述第一血压特征值和第二血压特征值计算收缩压和舒张压，即参考血压值。
步骤411、生成模块根据所述脉搏波传输时间和参考血压值建立血压与脉搏波传输时间关系的方程；
由于袖带压力的变化，袖带下方的经皮压力会发生相应的改变，进而改变血管的顺应性，从而对脉搏波传输速度产生影响。在这种情况下，在袖带充放气的过程中，校准时间窗中的每搏脉搏波传输时间具有一定的动态范围。利用对应于每搏脉搏波传输时间的袖带压力信息，即可以确定描述血压与所脉搏波传输时间之间关系的校准方程。
另一种生成所述血压估计规则的方法为，对校准时间窗内的每搏脉搏波传输时间进行平均，使之对应于步骤410中同步计算的参考血压值(收缩压和舒张压)，即同样可以确定描述血压与所脉搏波传输时间之间关系的校准方程。
将得到参考血压值和在校准时间窗中得到的平均脉搏波传输时间作为校准数据，在实际中，为了确定血压和脉搏波传输时间之间的关系，通常需要确定两组校准数据，即确定关系式(如，BP＝Af(PTT)+B)中脉搏波传输时间项的系数A和关系式中的另一个系数或常数B。然而，在取平均脉搏波传输时间的情况下，间隔时间很短的两次测量在一般情况下可能得不到一个血压变化的范围，因而在首次测量时，可以将其中一个系数或常数(关系式中的B)设定为固定值。此处，可通过校准数据计算脉搏波传输时间项的系数，而从存储模块中调用常数项，即可确定描述血压与所脉搏波传输时间之间关系的校准方程。
可以理解的是，校准若在一定的血压动态变化范围内进行，则可以有效提高其准确性。因而优选的是，在校准过程中，可以通过一定的外界干预引起脉搏波传输时间的变化，从而得到一定动态范围内的校准数据。
步骤412：把所述方程中的校准系数及当次测量的脉搏波传输时间、脉搏波相关信号的特征量与血压值都保存到存储模块。
即将通过步骤411得到的校准常数保存至存储模块中，以便于后续的累积多次校准和调用。
在连续动脉血压测量过程中，可能发生的一种情况为，由于被测对象的生理状况发生变化，引起血压估计规则的改变，即不能真实反映实际中血压大幅波动时脉搏波传输时间与血压关系的改变，从而导致测量精度降低。为了保证本发明实施例的测量精度，本发明实施例的装置进行血压测量可以包括两种工作模式：测量模式和校准模式。具体而言，测量模式是根据脉搏波相关特征量连续地测量动脉血压及动脉血压变化率，脉搏波相关特征量与动脉血压之间的关系可以在使用前通过初始校准得到，在初始校准时要测量参考血压值。如果在测量模式下检测到被测对象生理状况的突然变化，本发明的装置可以自动调整到第二种工作模式，即校准模式，此时将会执行参考血压值测量，并在需要时重新确定脉搏波相关特征量与动脉血压之间的关系。本发明中对血压测量采用同步连续校准，这不仅可以减小其他生理参数的变化对脉搏波相关特征量与动脉血压之间关系的影响，还可以在连续测量过程中，自动启动参考血压值的测量，从而保证更准确的连续测量。
在这种情况下，被测对象生理状况的突然变化可由第一判断模块107检测到，具体地说，第一判断模块107可以根据计算出的脉搏波特征值的变化来判断被测对象的生理状况是否出现突然变化，所述脉搏波特征值包括上述脉搏波传输时间或速度；脉搏波时间间隔、心率、光电容积描记信号的时域特征量或周期域特征量；心率、心率变化率、呼吸频率和血氧饱和度等。例如，当至少一个脉搏波相关特征量连续5博超过或低于初始校准数值的15％时，则确定被测对象的生理状况出现了突然变化。优选的是，所述判断可以依据相邻两搏之间的变化，和/或，一定时间内的某个脉搏波特征值的变化率；当然，本领域技术人员根据需要或经验选择任一种预置条件作为判断的依据都是可行的，例如，根据所述的脉搏波相关特征量的当次测量与过往校准测量之间的差值或差值比例来判断，本发明对此不需要进行限定。
如果所述脉搏波特征值的变化符合预置条件，则触发估计模块106根据所述血压估计规则通过所述脉搏波特征值计算血压估计值；优选的是，本发明实施例还可以包括报警模块，用于在第一判断模块107判断所述脉搏波特征值的变化不符合预置条件时触发，发出报警信息，即当第一判断模块检测到生理情况异常时，进行报警提示，以方便医生或相关人员的使用。如果否，则触发血压值测量模块重新获得参考血压值。
根据重新获得的参考血压值，第二判断模块108会判断该参考血压值是否在预设范围内，优选的是，为了进行更精确的校准，只有当重新获得参考血压值与初始校准时获得的参考血压值相比变化15％或以上时，第二判断单元108才触发生成模块105重新生成血压估计规则，即进行重新校准。当然，本领域技术人员根据需要或经验设置其它预设范围也是可行的，本发明对此不需要进行限定。
为使本领域技术人员更好地理解本发明，以下以应用本发明实施例在连续血压测量过程中重新校准的操作流程为例进行说明。
参考图5，示出了应用本发明的优选实施例在连续血压测量过程中重新校准的流程图，具体包括以下步骤：
步骤501、检测脉搏波相关信号；
通过血压值测量模块、信号采集模块和信号处理模块即可获得脉搏波相关信号。
步骤502、计算脉搏波特征值；
计算模块从脉搏相关信号中提取与血压变化有关的每搏特征量，例如，脉搏波传输时间、心率、光电容积描记信号的上升沿时间或光电容积信号的周期谱，并优选对所述每搏特征量进行平均，例如，对每5搏的特征量进行平均，进行平均处理可避免噪声对信号检测的影响。
步骤503、读取存储模块中的相关值，并计算脉搏波特征值的变化率；
为有效利用以前的血压测量数据，在本实施例中，可以从存储模块中获取初始校准时所记录的特征参量值，并实时计算脉搏波特征值的变化率，例如，一种计算脉搏波传输时间变化率的公式为：
ΔPTT＝|PTT2-PTT1|或
其中，PTT为脉搏波传输时间。
所述计算的方式可以由本领域技术人员根据需要或经验设置，本发明对此不作限制。
步骤504、第一判断模块判断所述脉搏波特征值的变化率是否符合预置条件；如果是，则执行步骤506；如果否，则执行步骤505；
例如，通过计算脉搏波传输时间(PTT)在测量和校准时的波动，判断该波动是否在一定的预设范围内，如果该波动在该预设范围内，则触发估计模块直接利用原有的血压估计规则计算血压估计值；如果该波动不在该预设范围内，则启动血压值测量模块。
步骤505、启动血压值测量模块重新获得参考血压值；
步骤506、估计血压值并在存储模块中存储当次测量参数；
步骤507、第二判断模块判断所述重新获得的参考血压值是否在预设范围内；如果是，则执行步骤506，如果否，则执行步骤508；
例如，通过比较重新获得的参考血压值与前一次获得的参考血压值的差值，判断该差值是否在预设范围内，如果该差值在预设范围内，则触发估计模块直接利用原有的血压估计规则计算血压估计值；如果该差值不在该预设范围内，则执行步骤508进行重新校准。
步骤508、重新生成血压估计规则(重新校准)。
优选的是，所述校准包括置零校准或累计非置零校准两种方式。
步骤509、判断是否进行置零校准，如果是，则执行步骤512，如果否，则执行步骤510和511；
置零校准仅利用本次的测量记录确定血压测量方程中的待定系数或常数；反之，将读取以前的校准记录，与本次校准记录一起进行累积校准。
步骤510、从存储模块中读取已有的校准数据；
步骤511、将已有的校准记录与本次校准记录一起累积校准；
步骤512、利用本次校准记录进行校准；
步骤513、判断是否需要继续测量，如果是，则执行步骤501，如果否，则结束本次校准。
置零校准和累积非置零校准都可以采取两种方法，一种是在不改变脉搏波特征值与动脉血压之间关系的情况下，重新确定血压估计规则中的常数和/或系数。另一种是改变脉搏波特征值与动脉血压之间的关系，并重新确定新关系中的常数和/或系数。优选的是，在连续血压测量过程中，当第二判断单元要求进行重新校准时，生成模块会进行置零校准，所述置零校准的一种情况为，只利用当前测量结果在不改变描述脉搏波传输时间与动脉血压之间关系的情况下，确定脉搏波传输时间与动脉血压之间的关系；所述置零校准的另一种情况为，只利用当前测量结果在重新选定描述脉搏波传输时间与动脉血压之间关系的情况下，确定脉搏波传输时间与动脉血压之间的关系。或者，在连续血压测量过程中，当第二判断单元要求进行重新校准时，生成模块会进行累计非置零校准，所述累计非置零校准的一种情况为，利用当前测量结果及之前的测量结果根据最小二乘法在不改变描述脉搏波传输时间与动脉血压之间关系的情况下重新确定关系式中的常数/系数；所述累计非置零校准的另一种情况为，利用当前测量结果及之前的测量结果根据最小二乘法在重新选定描述脉搏波传输时间与动脉血压之间关系的情况下重新确定关系式中的系数/常数。
优选的是，本发明实施例还可以包括时间控制模块：用于当连续测量时间超过预设时间长度时，控制所述血压值测量模块重新获得参考血压值，并控制所述生成模块根据所述参考血压值重新生成血压估计规则。该时间控制模块具有计时功能，可以判断连续测量时间是否超过预设时间长度，如果是，则可以自动启动血压值测量模块进行重新校准。
以上对本发明所提供的一种生理参数测量装置进行了详细介绍，本文中应用了具体个例对本发明的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本发明的思想，在具体实施方式及应用范围上均会有改变之处，综上所述，本说明书内容不应理解为对本发明的限制。
Claims (10)
1.一种生理参数测量装置，其特征在于，包括：
血压值测量模块：用于获得参考血压值；
信号采集模块：包括心电信号采集单元和光电信号采集单元，所述心电信号采集单元用于采集心电信号；所述光电信号采集单元用于采集光电信号；
信号处理模块：包括心电信号处理单元和光电信号处理单元，所述心电信号处理单元用于在所述心电信号中确定第一参考点；所述光电信号处理单元用于在所述光电信号中确定第二参考点；
计算模块：用于根据所述第一参考点和/或第二参考点计算脉搏波特征值；
生成模块：用于根据所述脉搏波特征值和参考血压值生成血压估计规则；
估计模块：用于根据所述血压估计规则计算血压估计值；
第一判断模块：用于判断所述脉搏波特征值的变化是否符合预置条件，如果是，则触发估计模块计算血压估计值；如果否，则触发血压值测量模块重新获得参考血压值；
第二判断模块：用于判断重新获得的参考血压值与前一次获得的参考血压值的差值是否在预设范围内，如果是，则触发估计模块计算血压估计值；如果否，则触发生成模块重新生成血压估计规则，进入重新校准，其中，所述校准包括置零校准或累积非置零校准两种方式，置零校准和累积非置零校准都可以采用两种方式，一种是在不改变脉搏波特征值与动脉血压之间关系的情况下，重新确定血压估计规则中的常数和/或系数，另一种是改变脉搏波特征值与动脉血压之间的关系，并重新确定新关系中的常数和/或系数；
存储模块：用于存储所述参考血压值、脉搏波特征值和血压估计值。
2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述脉搏波特征值包括：脉搏波传输时间或脉搏波传输速度。
3.如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述血压估计规则为所述脉搏波传输时间与血压的关系或所述脉搏波传输速度与血压的关系。
4.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述血压估计规则为：
BP＝A*f(PTT)+B；
其中，A为脉搏波传输时间系数，B为常数，f(PTT)为描述脉搏波传输时间与血压关系的函数形式。
5.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述脉搏波特征值还包括：脉搏波时间间隔、心率、光电容积描记信号的时域特征量或周期域特征量。
6.如权利要求5所述的装置，其特征在于，所述计算模块还包括：
心率测量单元：用于根据所述心电信号和光电信号计算心率及其变化率；
和/或，呼吸频率测量单元：用于根据所述光电信号计算呼吸频率及其变化率；
和/或，血氧饱和度测量单元：用于根据所述光电信号计算血氧饱和度。
7.如权利要求1、2或4所述的装置，其特征在于，所述脉搏波特征值的变化包括相邻两搏之间的变化，和/或，一定时间内的所述脉搏波特征值的变化率。
8.如权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括：
输出模块：用于输出血压估计值。
9.如权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括：
报警模块，用于在第一判断模块判断所述脉搏波特征值的变化不符合预置条件时触发，发出报警信息。
10.如权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括：
时间控制模块：用于当连续测量时间超过预设时间长度时，控制所述血压值测量模块重新获得参考血压值，并控制所述生成模块根据所述参考血压值重新生成血压估计规则。
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| C06 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| C10 | Entry into substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| C14 | Grant of patent or utility model | ||
| GR01 | Patent grant | ||
| C17 | Cessation of patent right | ||
| CF01 | Termination of patent right due to non-payment of annual fee |
Granted publication date: 20101013 Termination date: 20120622 |