CN102008296B

CN102008296B - 基于脉搏波信号和心电信号测量动脉血压装置及测量方法

Info

Publication number: CN102008296B
Application number: CN 201010602899
Authority: CN
Inventors: 刘光达; 郭维; 焦阳; 张晓枫; 包泽民; 李肃义; 凌振宝; 徐晓辰
Original assignee: Jilin University
Current assignee: Jilin University
Priority date: 2010-12-24
Filing date: 2010-12-24
Publication date: 2013-09-04
Anticipated expiration: 2030-12-24
Also published as: CN102008296A

Abstract

本发明涉及一种基于脉搏波信号和心电信号测量动脉血压装置及测量方法。是由微处理器通过控制线分别与脉搏波信号测量单元、心电信号测量单元、通讯模块、数据存储模块和液晶显示模块连接构成。本发明的装置体积小，适合长时间佩带连续无创检测并记录血压值。相对于现有血压测量技术，本发明在血压测量过程中摆脱了对充气袖带的依赖，除此之外本装置所应用的血压计算方法运算量小，可以在计算能力有限的微处理器上实现，成本低廉，使用方便。

Description

基于脉搏波信号和心电信号测量动脉血压装置及测量方法

技术领域

本发明涉及一种无袖带、无创血压测量装置及方法，具体说涉及一种依靠脉搏波信号和心电信号计算血压的装置及方法。

背景技术

心血管疾病是当前人类面临的首要健康威胁，血压能够反应出人体心脏和血管的功能状况，是临床上诊断疾病、观察治疗效果、进行预后判断的重要依据。人体血压是指心脏收缩时血液流经血管对管壁产生的侧压力，是心室射血和外周阻力共同作用的结果。血压分为动脉压与静脉压，通常说的血压指的是动脉压，它和心脏功能及外周血管的状况有密切联系。血压在每个心动周期都连续变化，心室收缩，血液从心室流入动脉，血液对动脉的压力最高，此时的压力称为收缩压；心室舒张，动脉血管弹性回缩，血液仍慢慢继续向前流动，但血压下降，此时的压力称为舒张压。一个完整的心动周期中的平均压力称为平均压。在实际测量中，人们习惯使用mmHg来表示血压的读数。

由于血压参数受身体状况、环境条件及生理韵律等诸多因素的影响，单次测量或断续测量的结果存在较大差别。连续测量方法可在每个心动周期测量血压，在临床和医学研究中具有更重要的意义。

现有血压测量方法可以分为有创测量和无创测量两类。动脉插管法是一种有创的连续血压测量方法，该方法是血压测量中的“金标准”，但是该测量方法准备时间长，容易引起并发症，所以除危重患者及大手术的血压测量外，一般不采用。无创血压测量法是临床应用和基础医学中常见的测量方法。无创血压测量的方法主要有听诊法，示波法，动脉张力法，容积补偿法等。其中绝大部分无偿血压测量方法都需要使用充气袖带。而使用充气袖带产生的不舒适感和充气时间则会给连续血压测量带来困难。

CN1513417涉及“一种电子无创血压测量装置”，袖带脉搏波信号处理算法对血压测量执行步骤：主程序模块依不同的测量模式，调用血压测量程序模块，启动后充气，对袖带类型进行判断，测量过程正常结束后对存储的脉搏波进行插值、平滑、拟合处理，得到脉搏波和对应袖带压序列组，以最大幅度的脉搏所对应袖带压即为平均压、比例系数法先计算平均压，再计算收缩压和舒张压，并将结果通知上位机。该装置使用充气袖带，无法实现血压连续测量，并且充气袖带也会给受检者带来不适感

CN101190125公开了“一种基础血压测量装置”，受检者按下血压计的基础血压测量按键，以启动血压计进行基础血压测量，通过血压计内部的微处理器将测量的基础血压及日期显示在显示屏上，并自动存储在内存的基础血压暂存区中。在受检者按下基础血压平均值按键时，血压计内部的微处理器会将内存内的基础血压数据进行运算处理，并将当日、当周或前几周的基础血压平均值显示在显示屏上，以告知受检者是否属于高血压患者。该装置使用充气袖带，无法实现血压连续测量，并且充气修带也会给受检者带来不适感。

CN101032395公开了一种“基于光电容积描记信号的血压测量方法”，通过利用光电容积描记信号的周期域特征参量随动脉血压变化的规律，实现了利用单一的光电容积描记信号就可以进行动脉血压测量的方法。测量并记录血压测量所需的光电容积描记信号并根据所述信号选取信号的周期域特征参量；确定出的光电容积描记信号的周期域特征参量，从而确定出血压测量的具体表达式。该方法需要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，对硬件设备计算能力要求较高。

CN1698536提供了“一种采用自动补偿的无袖带式连续血压测量方法”。该方法通过测量与被测者的脉搏波相关的特征量，确定对所述特征量有影响的第一因素参量；确定因被测者的生理活动变化而对被测者的血压造成影响的第二因素参量；基于所述特征量，利用所述第一和第二因素参量作为补偿量，确定被测者的动脉血压。该方法在血压计算过程中，需要对心输出量、被测部位与传感器之间的接触压力、迷走神经等因素对血压计算产生的影响进行补偿，所以该设备校正过程繁琐，对硬件设备计算能力要求较高。

因此目前各种无创血压测量方法中使用充气袖带的方法较多，无法实现连续血压测量，袖带以及充气压力给被测者带来的刺激也会影响血压测量结果。通过脉搏波信号计算血压的方法中包含繁琐的校正步骤和计算步骤，对硬件设备计算能力要求较高，尤其缺乏计算步骤简单的动脉舒张压计算方法。

发明内容

本发明的目的就在于针对上述现有技术的不足，提供一种基于脉搏波信号和心电信号测量动脉血压的装置及测量方法。

本发明的目的是通过以下技术方案实现的：

基于脉搏波信号和心电信号测量动脉血压装置，是由微处理器通过控制线分别与脉搏波信号测量单元、心电信号测量单元、通讯模块、数据存储模块和液晶显示模块连接构成。

脉搏波信号测量单元是由光驱动电路通过控制线分别与指夹型光电容积脉搏波传感器和脉搏波信号调理电路连接，指夹型光电容积脉搏波传感器通过数据线与脉搏波信号调理电路连接构成。

心电信号测量单元是由心电电极1和心电电极2经前置放大电路、带通滤波电路、主放大电路和50Hz陷波电路与电平调整电路连接，前置放大电路经右腿驱动电路与心电电极3连接构成。

基于脉搏波信号和心电信号测量动脉血压装置的测量方法，包括以下顺序和步骤：

a、初始化→SD卡初始化→SD卡初始化不成功返回到初始化，成功继续；

b、采集ECG信号和PPG信号→向SD卡写入数据→中值滤波；

c、计算ECG信号和R波波峰值→计算PPG信号波峰值；

d、计算PWTT值，并通过PWTT值计算得到SBP值，并在液晶屏上显示SBP值；

e、通过K、T、Td以及SBP计算得到DBP值，并在液晶屏上显示DBP值；

f、测量结束或继续测量。

说明：SD数据存储卡，ECG心电，PPG光电容积脉搏波，PWTT脉搏波传导时间，SBP血压收缩压，DBP血压舒张压，K脉搏波波形系数，T心跳周期，Td心跳舒张期，R心电图中波峰值。

有益效果：本发明相对于现有血压测量技术，摆脱了对充气袖带血压测量的依赖，装置体积小，适合长时间佩带连续无创检测并记录血压值。并且本装置所应用的血压计算方法运算量小，可以在计算能力有限的微处理器上实现，成本低廉，使用方便。

附图说明

图1是基于脉搏波信号和心电信号测量动脉血压装置结构框图。

图2是附图1中脉搏波信号测量单元框图。

图3是附图1中心电信号测量单元框图。

图4是脉搏波传导时间示意图。

图5是脉搏波波形系数示意图。

图6是血管单弹性腔模型等效电路图。

图7是血压计算公式校正过程流程图。

图8是微处理器的血压计算程序流程图。

具体实施方式

下面结合附图和实施例作进一步的详细说明：

基于脉搏波信号和心电信号测量动脉血压装置，是由微处理器通过控制线分别与脉搏波信号测量单元、心电信号测量单元、通讯模块、数据存储模块和液晶显示模块连接构成。脉搏波信号测量单元是由光驱动电路通过控制线分别与指夹型光电容积脉搏波传感器和脉搏波信号调理电路连接，指夹型光电容积脉搏波传感器通过数据线与脉搏波信号调理电路连接构成。心电信号测量单元是由心电电极1和心电电极2经前置放大电路、带通滤波电路、主放大电路和50Hz陷波电路与电平调整电路连接，前置放大电路经右腿驱动电路与心电电极3连接构成。

b、采集ECG信号和PPG信号→向SD卡写入数据→中值滤波；

c、计算ECG信号和R波波峰值→计算PPG信号波峰值；

f、测量结束或继续测量。

图1是本发明整体结构框图，装置中包括脉搏波信号测量单元、心电信号测量单元、微处理器、通讯模块、数据存储模块以及液晶显示模块6个部分。其中的通讯模块通过RS232总线与上位机进行通讯。

图2是脉搏波信号测量单元框图。脉搏波信号测量单元包含指夹型光电容积脉搏波传感器、脉搏波信号调理电路以及光源驱动电路。光源驱动电路输出端与指夹型光电容积脉搏波传感器以及脉搏波信号调理电路的一个输入端相连；指夹型脉搏波传感器输出端与脉搏波信号调理电路的另一个输入端相连；脉搏波信号调理电路输出端与微处理器相连。

图3是心电信号测量单元框图。心电信号测量单元由3个心电电极、前置放大电路、带通滤波电路、主放大电路、50Hz带阻滤波电路、电平调整电路，以及右腿驱动电路等7个部分构成。心电电极为医用粘性电极，其中电极1放置在人体左手手腕处，电极2放置在人体右手手腕处，电极3放置在人体右腿上；心电电极1与心电电极2分别与前置放大电路的同相输入端和反相输入端相连；前置放大电路的一个输出端与右腿驱动电路输入端相连；右腿驱动电路输出端与心电电极3相连；前置放大电路的另一个输出端与带通滤波电路的输入端相连；带通滤波电路的输出端与主放大电路的输入端相连；主放大电路的输出端与50Hz陷波电路的输入端相连；50Hz陷波电路的输出端与电平调整电路相连。

本发明提供的血压测量方法包括血压计算公式校正和实际血压测量二个步骤。在装置首次测量血压时，需要先通过血压计算公式校正步骤确定血压计算公式中的固定参数。参数确定后，本装置可以实现连续无创检测并记录血压值的功能。除首次测量外，在血压测量过程中不需要执行校正步骤。

1）在进血压计算公式校正时，应用本发明提供的装置测量并记录脉搏波信号以及心电信号，同时使用标准血压计测量实际血压值，通过本发明所提供的装置中的通讯模块将心电数据以及脉搏波数据发送到上位机，在上位机中计算得到脉搏波信号和心电信号的特征参量，结合实际血压值与特征参量通过回归分析计算得到血压计算公式中的固定参数，以确定血压计算公式的具体表达式，用微处理器程序烧录装置将血压计算公式中的具体参数烧录到微处理器中；

2)在进行实际血压测量时，应用本发明提供装置测量并记录计算血压值所需要的脉搏波数据和心电数据，在微处理器中应用血压计算公式计算得到收缩压值和舒张压值，通过液晶显示模块显示计算得出的收缩压值和舒张压值。

步骤1)中所述的脉搏波信号和心电信号的特征参量包括：脉搏波波形系数k、心跳周期T、心跳舒张期Td以及脉搏波传导时间PWTT。其中PWTT定义为在同一个心跳周期内，从心电信号R波波峰到脉搏波信号峰值的时间长度。

在步骤2)中，是依照下述公式计算收缩压的：

SBP＝a×PWTT+b (1)

其中，SBP代表收缩压，a、b为常数，通过血压测量校正计算得到。

在步骤2)中，通过结合脉搏波波形系数k、心跳周期T、心跳舒张期Td以及人体血管单弹性腔模型计算舒张压值。舒张压计算公式为：

DBP = SBP \times e^{\frac{T_{d}}{f (k)}} - - - (2)

其中f(k)的表达式为：

f(k)＝m×k×T+n (3)

其中DBP代表舒张压，m、n为常数，在血压测量校准计算中可以得到m、n数值。

在步骤1)中，通过在上位机中对PWTT和SBP进行线性回归分析，计算得到公式1中的常数a、b。

在步骤1)中，在上位机中通过将SBP，DBP和Td代入公式2，计算得到f(k)值，通过对k×T和f(k)进行线性回归分析，计算得到公式3中的常数m、n。

本装置设备体积小，成本低，经过校正步后可以实现连续无创检测并记录血压值的功能。并且本装置所应用的血压计算方法运算量小，可以在计算能力有限的微处理器上实现。

血压计算方法分为收缩压计算方法和所舒张压计算方法，其中：

1）收缩压计算方法：当脉搏波沿动脉管传播时，其传导速度将受到血管弹性、血压粘度以及血管壁粘弹特性泊松比等因素影响。其中脉搏波传导速度和血管弹性之间的关系可以用Moens-Korteweg方程表示：

v = \sqrt{\frac{gEa}{pd}} - - - (4)

其中v是脉搏波速度，g为重力加速度,E是血管壁的弹性模量，p是血液密度，a是血管壁厚度，d是血管直径。

其中弹性模量E和血压P成指数关系：

E＝E₀e^γp （5）

其中E₀是压力为0时的弹性模量，p是血压(mmHg),γ是表征血管特性的量，其数值范围是0.016到0.018（mmHg-1）之间。

而脉搏波传导时间PWTT与脉搏波传导速度成反比：

v = \frac{S}{PWTT} - - - (6)

其中，S为脉搏波传递距离。

将（5）式和（6）式带入（4）式，得到：

P = \frac{1}{γ} [1 n (\frac{{ρdS}^{2}}{ga E_{0}}) - 2 \ln PWTT] - - - (7)

如果忽略动脉内径大小和动脉厚度的改变，对（7）式求导后得到：

\frac{dP}{dT} = - \frac{2}{γ \times PWTT} - - - (8)

以SBP代替P,对（8）式取积分后即可得到式1：

SBP＝a×PWTT+b （1）

如果血管的弹性保持不变，动脉收缩压和动脉脉搏波传导时间变化成正比。对于同一个被测对象，在一定时间内，脉搏波传导时间和收缩压成线性关系。

在本发明中，脉搏波传导时间以心电信号R波峰值点作为起点，选取脉搏波峰值点作为终点，如图4所示。

2）舒张压计算方法：由于舒张压的动力主要来自于血管壁的弹力，所以舒张压与PWTT的线性关系不明显。本发明结合血管单弹性腔模型、脉搏波波形系数以及脉搏波传导时间提出了一种新的舒张压计算方法。

血管单弹性腔模型将主动脉与大动脉比拟为弹性腔，对于某一确定时刻，认为弹性腔内的血液压力处处相等。弹性腔等效电路如图6所示，图中qin为单位时间从心脏流入动脉弹性腔的血液体积；qout为单位时间从动脉弹性腔经由小动脉毛细血管流入静脉腔的血液体积；Res为血液流动的粘滞阻力，阻力越大引起的压力下降越显著；C为血管顺应性，是反应动脉管对血液积能量的度量。

根据血管单弹性腔模型，舒张压DBP和收缩压SBP的关系可以表示为：

DBP = SBP \times e^{\frac{T_{d}}{Res \times C}} - - - (9)

其中，Td为心跳舒张期。

由于Res和C的计算相对复杂，会加重微处理器运算负担，本发明提出利用心跳周期T与脉搏波波形特征系数k拟合得到Res和C。

脉搏波波形特征系数k可以反映微循环的优劣程度。其定义为：

k = \frac{Q_{m} - Q_{\min}}{Q_{\max} - Q_{\min}} - - - (10)

其中Qm为脉搏波幅度平均值，Qmin为脉搏波幅度最小值，Qmax为脉搏波幅度最大值，如图5所示，其中T为心跳周期。

本发明提出两个新公式用来计算舒张压：

DBP = SBP \times e^{\frac{T_{d}}{f (k)}} - - - (2)

f(k)＝m×k×T+n (3)

其中f(k)为关于k×T的一次函数。参数m、n通过实验拟合得到。参数m、n与参数a、b类似，在一定时间内会保持定值。

图7是本发明中血压计算公式校正方法流程图，校正的目的是确定收缩压计算公式中的参数a、b以及舒张压计算公式中的参数m、n。在步骤701中，让被测对象佩戴好心电极和指端脉搏波传感器。保持静态2分钟后，利用标准血压计测量收缩压和舒张压值，总共以2分钟为间隔测量3次,取平均值。在步骤702中，通过本发明提供装置采集1分钟的PPG数据和ECG数据，并通过RS232总线将数据发送到上位机。在步骤703中，在上位机中利用PPG数据以及ECG数据计算得出PWTT、k、T和Td，在步骤704中，在上位机中对PWTT值和SBP数据制定线性拟合，得到收缩压计算公式1中的参数a，b。在步骤705中，在上位机中将SBP、DBP和Td代入公式2，计算得到f(k)值，之后对k×T和f(k)进行线性拟合，得到公式3中的参数m、n。在步骤706中，通过微处理器程序烧录装置，将参数a、b、m和n烧录到本发明提供装置的微处理器中。

图8是基于微处理器的血压计算程序流程图。在步骤804中，单片机以200Hz的采样率采集20秒的ECG数据以及PPG数据。在步骤805中，单片机将采集到的ECG数据和PPG数据转换为ASCII码并存储在SD卡中的TXT文档内。在步骤806中，单片机对原始ECG数据以及PPG数据进行中值滤波，以去除基线漂移等低频干扰。其实现方法是，以每个数据采样点前后0.25秒为窗口，用快速排序法对窗口内的数据按大小排序，取出排序后的中值，并用原数据减去中值。在步骤807中，程序采用3个参数确定各心跳周期中R波峰值的位置，这三个参数分别是：PAT：正向R波幅度阈值。其大小为20秒内心电信号的最高值的一半；NAT：逆向R波幅度阈值。其大小为20秒内心电信号的最低值的一半；ST：斜率阈值。依次计算ECG信号每个数据点与左右相邻2个数据点之差的绝对值之和，得到新数列SLP，SLP最大值的三分之一即为斜率阈值ST。如果第i个心电信号数据点，其SLP>ST,并且ECG(i)>PAT，则认为i点附近存在R波峰值。如果第i个心电信号数据点，SLP>ST,并且ECG(i)<NAT，则认为i点附近存在逆向R波峰值。找到各个R波大致位置后，在R波大致位置前后各0.1秒范围内，查找心电信号幅度绝对值最大点，作为R波位置。步骤808确定各个心跳周期内脉搏波峰值的算法与步骤907相同。在步骤809中，各个心跳周期内，心电信号R波峰值位置与脉搏波信号峰值位置之间的时间差即为PWTT值，如图4所示，将各个心跳周期的PWTT值代入公式1，计算得到各个心跳周期的SBP值，利用液晶模块显示SBP值。在步骤810中，根据式10计算各个心跳周期内k值，根据ECG数据计算T和Td，将k和T代入式3计算得到f(k)值,之后将f(k)值、Td值以及在步骤809中计算得到的SBP代入公式2计算得到DBP，并利用液晶模块显示DBP值。

Claims

1.一种基于脉搏波信号和心电信号测量动脉血压的装置，其是由微处理器通过控制线分别与脉搏波信号测量单元、心电信号测量单元、通讯模块、数据存储模块和液晶显示模块连接构成；脉搏波信号测量单元是由光驱动电路通过控制线分别与指夹型光电容积脉搏波传感器和脉搏波信号调理电路连接，指夹型光电容积脉搏波传感器通过数据线与脉搏波信号调理电路连接构成；心电信号测量单元是由第一心电电极和第二心电电极经前置放大电路、带通滤波电路、主放大电路和50Hz陷波电路与电平调整电路连接，前置放大电路经右腿驱动电路与第三心电电极连接构成；

所述装置首次测量血压时，需要先通过血压计算公式的校正确定血压计算公式中的固定参数；固定参数确定后，所述装置能够实现连续无创检测并记录血压值的功能；除首次测量血压外，在血压测量过程中不需要再校正；

在进行血压计算公式校正时，应用所述装置测量并记录脉搏波数据PPG以及心电数据ECG，同时使用标准血压计测量实际血压值的收缩压SBP和舒张压DBP，通过所述装置中的通讯模块将将测量并记录的脉搏波数据PPG以及心电数据ECG发送到上位机，在上位机中计算得到脉搏波数据PPG以及心电数据ECG的特征参量PWTT、k、T、Td，将实际血压值的收缩压SBP和舒张压DBP、特征参量PWTT、k、T、Td带入对应的血压计算公式中，通过线性回归分析进行线性拟合，计算得到血压计算公式中的所述固定参数，以确定血压计算公式的具体表达式，所述固定参数包括a、b、m、n且a、b、m、n都是常数，所述装置的微处理器从上位机中得到血压计算公式中的固定参数a、b、m、n；

在进行实际血压测量时，应用所述装置测量并记录计算血压值所需要的脉搏波数据PPG以及心电数据ECG，在微处理器中应用血压计算公式计算得到收缩压SBP和舒张压DBP，通过液晶显示模块显示计算得出的收缩压SBP和舒张压DBP；

在校正和实际血压测量中所用的血压计算公式为：

SBP＝a×PWTT+b

DBP = SBP \times e^{\frac{T_{d}}{f (k)}}

其中，SBP代表收缩压，DBP代表舒张压，Td为心跳舒张期，f(k)＝m×k×T+n，a、b、m、n为通过所述校正计算得到的固定参数，PWTT为脉搏波传导时间，指在同一个心跳周期内从心电信号R波波峰到脉搏波信号峰值的时间长度，k为脉搏波波形特征系数，T为心跳周期；

其中，每个心跳周期内的脉搏波波形特征系数k为：

Qm为脉搏波幅度平均值，Qmin为脉搏波幅度最小值，Qmax为脉搏波幅度最大值。