CN105310678B - 一种基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法，可以实现对心脏每搏血量(SV)的无创连续测量，从而为日常家庭健康监测提供了简便可靠的新的评价指标。其技术方案为：对气泵进行加压，带动袖带充气；进行袖带振荡压力波的检测；检测输出的信号经过低通滤波和运放处理；在芯片内对经过低通滤波和运放处理后的信号再进行数字滤波；基于数字滤波后的压力波信号，利用脉波分析法计算每搏血量。

Description

一种基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法

技术领域

本发明涉及的是一种生物医疗信息处理技术领域的系统及方法，具体是通过对腕部血压波震荡信号的采集、处理和分析计算心脏每搏血量的方法。

背景技术

每搏输出量(SV)是心脏功能的一个重要指标，在心率已知的前提下，可由此直接测量出心输出量(CO)。多普勒超声心动图法是临床无创测量SV(或CO)的最常见方法，但是它的精度一般，更准确的方法，例如热稀释方法(已成为CO监测的“金标准”)需要在肺动脉处插入导管，有创的检测方法易引起并发症的风险，或者无法提供连续监测，且价格昂贵，不适用于家庭日常监护。

因此有必要为临床以及日常健康监护上开发一个能够连续监测SV，并且低成本、易操作的新方法。动脉脉搏波分析是近年来的研究热点，这些方法的优点是基于能够无创连续地获取的外周动脉压力曲线估测SV，比较适用于家庭检测。

发明内容

以下给出一个或多个方面的简要概述以提供对这些方面的基本理解。此概述不是所有构想到的方面的详尽综览，并且既非旨在指认出所有方面的关键性或决定性要素亦非试图界定任何或所有方面的范围。其唯一的目的是要以简化形式给出一个或多个方面的一些概念以为稍后给出的更加详细的描述之序。

本发明的目的在于解决上述问题，提供了一种基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法，可以实现无创连续测量每搏血量(SV)，从而为日常家庭健康监测提供了简便可靠的新的评价指标。

本发明的技术方案为：本发明揭示了一种基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法，包括：

对气泵进行加压，带动袖带充气；

进行袖带振荡压力波的检测；

检测输出的信号经过低通滤波和运放处理；

在芯片内对经过低通滤波和运放处理后的信号再进行数字滤波；

基于数字滤波后的信号，利用脉图法计算每搏血量。

根据本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的一实施例，对气泵的加压采用线性加压的方式。

根据本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的一实施例，对振荡压力波的检测是用血压测量装置实现的，所述血压测量装置包括气泵、电磁阀、袖带以及位于袖带内的气囊、压力传感器、主芯片、数据传输模块，主芯片通过一驱动器连接气泵以控制气泵线性加压，气泵连接袖带内的气囊，随着气泵的线性加压带动袖带充气，主芯片通过电磁阀连接袖带，压力传感器位于袖带内，检测袖带内的振荡压力波，且在压力传感器和主芯片之间设有运放电路和低通滤波电路，检测到的振荡压力波经过运放和滤波后输入到与压力传感器连接的主芯片，主芯片中设有数字滤波单元，对采样到的针对压力波的数据进行数字滤波。

根据本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的一实施例，气泵通过指令控制将袖带气囊压力加压至指定的范围并维持恒定，连续采集实时的脉搏波数据。

根据本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的一实施例，振荡压力波是在桡动脉上检测的，利用脉图法计算每搏血量(SV)的计算方式为：

其中：

其中A_sys为压力曲线的收缩期部分所包络的面积；T₀、W₀、H₀是心动周期、体重和身高的常数，T、W、H为样本的实际心动周期、体重和身高；P_B、P_C、P_H、P_E1、P_F、P_B1分别为收缩期开始点、收缩早期拐点、收缩期峰值点、收缩晚期拐点、重搏波切迹点、舒张期结束点的压力，t_B、t_C、t_H、t_E1、t_F、t_B1是P_B、P_C、P_H、P_E1、P_F、P_B1点所对应的时刻；K为末梢动脉平均压力常数与样本实际压力的比值；a_k、a_{p_k}、a_pt1～a_pt9、a_HR、a_W、a_HW为计算公式所涉及的系数，通过样本数据拟合得到。

根据本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的一实施例，T₀、W₀、H₀的值分别是1.0秒、70公斤、175cm，通过样本数据拟合得到的系数a_k、a_{p_k}、a_pt1～a_pt9、a_HR、a_W、a_HW的值分别是317.0、0.405、-0.0828、1.652、2.40、0.0914、-0.0110、31.929、-0.0331、1.307、0.0932、1.660、0.963、-0.408。

本发明对比现有技术有如下的有益效果：本发明以腕上测量方式即可完成血压和脉搏波的采集检测，在经过滤波、去干扰、提取特征点等处理后，基于脉波分析法计算出心脏每搏血量。相较于传统技术，本发明能够利用安装在手腕上的血压测量装置来获取脉波信号，从而估测心脏每搏血量SV，该方法完全无创，可实现对SV的连续监测，并且操作简单方便，便于用户在家中使用。

附图说明

图1示出了本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的较佳实施例的流程图。

图2示出了在本发明的检测方法中所使用的血压测量装置的原理图。

图3示出了本发明的作为示例的提取脉搏波图的六个特征点的示意图。

具体实施方式

在结合以下附图阅读本公开的实施例的详细描述之后，能够更好地理解本发明的上述特征和优点。在附图中，各组件不一定是按比例绘制，并且具有类似的相关特性或特征的组件可能具有相同或相近的附图标记。

在介绍本发明的方法之前，先说明在本发明中使用到的血压测量装置的原理。请参见图2，血压测量装置包括气泵、电磁阀、袖带以及位于袖带内的气囊、压力传感器、主芯片、数据传输模块。

主芯片通过一驱动器连接气泵以控制气泵线性加压，气泵连接袖带内的气囊，随着气泵的线性加压带动袖带充气。在本实施例中，主芯片可基于上位机的指令控制气泵加压至设定的压力范围。主芯片通过电磁阀连接袖带，压力传感器位于袖带内，检测袖带内的振荡压力波，经采样后输入到与压力传感器连接的主芯片，数据传输模块将采集到的数据传输到上位机，上位机是指安装了血管健康分析和管理模块的计算机或移动设备。数据传输模块分为有线传输接口和无线传输接口。在本实施例中，有线传输接口是USB接口，无线传输接口是蓝牙接口。

装置还包括电源管理模块，电源管理模块进一步包括锂电池、充电保护装置以及电压触控电路。

在完成血压测量后，主芯片控制电磁阀开启阀门进行放气，待放气完成后再关闭阀门，根据计算得到的血压值，重新加压并保持在舒张压附近，采集此压力状态下的脉博波数据，进行平均动脉压的计算。此外，较佳的，在压力传感器和主芯片之间设有运放电路和低通滤波电路，在本实施例中配置为两路的运放和低通滤波电路。压力传感器检测到的振荡压力波经过运放和滤波之后分两路输入到主芯片。而主芯片中设有数字滤波单元，对采样的振荡压力波的数据进行数字滤波后得到血压数据。

图1示出了本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的较佳实施例的流程图。请参见图1，本实施例的检测方法的具体实施步骤如下。

步骤S1：对气泵进行加压，带动袖带充气。

血压测量装置的主芯片通过一驱动器连接气泵以控制气泵线性加压，气泵连接袖带内的气囊，随着气泵的线性加压带动袖带充气。气泵通过指令控制将袖带气囊压力加压至指定的范围并维持恒定，连续采集实时的脉搏波数据。

步骤S2：进行袖带振荡压力波的检测。

压力传感器位于袖带内，通过压力传感器来检测袖带内的桡动脉上的振荡压力波。

步骤S3：检测输出的信号经过低通滤波和运放处理。

在压力传感器和主芯片之间设有运放电路和低通滤波电路，压力传感器检测到的振荡压力波经过运放和滤波之后分两路输入到主芯片。

步骤S4：在芯片内对经过低通滤波和运放处理后的信号再进行数字滤波。

主芯片中设有数字滤波单元，对采样的振荡压力波的数据进行数字滤波后得到血压数据。

步骤S5：基于数字滤波后的信号，利用脉波分析法计算心脏每搏血量。

依据压力波形分析方法(PRAM)方法，心脏每搏血量(SV)与主动脉压力波形的收缩期面积与特征阻抗的比值成正比，其中，特征阻抗是从一个完整的心跳周期的压力曲线数据获得，计算公式为Z＝(P/t)*K(t),因此心脏每搏血量SV＝A/[(P/t)*K(t)]，其中A为压力曲线的收缩期面积，P/t为压力P对时间t的解析导数，K(t)为末梢动脉平均压力常数与样本实际压力的比值。

但由于压力波形分析方法(PRAM)方法采用的是光电容积脉搏波传感器采集指端脉搏波的检测方式，因此，本发明在此基础上改进了公式，优化了算法使之实用于桡动脉压力传感器检测的方式。通过公式：

来估测心脏每搏血量SV。

其中：

其中A_sys为压力曲线的收缩期部分所包络的面积；T₀＝1.0秒，W₀＝70Kg，H₀＝175cm是心动周期、体重和身高的常数，T、W、H为样本的实际心动周期、体重和身高；P_B、P_C、P_H、P_E1、P_F、P_B1是通过波形分析在压力波上识别出的六个特征点，分别为收缩期开始点、收缩早期拐点、收缩期峰值点、收缩晚期拐点、重搏波切迹点、舒张期结束点，t_B、t_C、t_H、t_E1、t_F、t_B1是P_B、P_C、P_H、P_E1、P_F、P_B1点所对应的时刻；K为末梢动脉平均压力常数与样本实际压力的比值；a_k、a_{p_k}、a_pt1～a_pt9、a_HR、a_W、a_HW为计算公式所涉及的系数，通过样本数据拟合得到。脉搏波图中的六个特征点(收缩期开始点、收缩早期拐点、收缩期峰值点、收缩晚期拐点、重搏波切迹点、舒张期结束点)在图3中示出。

本发明采用参数优化方法确定方程中的系数，以确保估算的SV和超声法测量的SV达到最小的误差。详细的拟合系数如下表所示：

系数	a<sub>K</sub>	a<sub>P_K</sub>	a<sub>p1</sub>	a<sub>p2</sub>	a<sub>p3</sub>	a<sub>p4</sub>	a<sub>p5</sub>
								值	317.0	0.405	-0.0828	1.652	2.40	0.0914	-0.0110
系数	a<sub>p6</sub>	a<sub>p7</sub>	a<sub>p8</sub>	a<sub>p9</sub>	a<sub>HR</sub>	a<sub>W</sub>	a<sub>HW</sub>
								值	31.929	-0.0331	1.307	0.0932	1.660	0.963	-0.408

以下是本发明的效果说明。

在参与的223名志愿者中，排除了16名有明显心血管疾病的患者，如心律失常或严重高血压等，经过进一步筛选，又排除了因为采集信号故障或者信号紊乱的15名测试者，将剩下的192个样本随机平均分为两组：训练组和验证组。训练组用于优化SV计算方程的系数，然后将优化后的方程应用于测试组数据，以检查算法的有效性。测试者的个人信息详情如下：

在测量之前，病人已经休息了至少五分钟。将仪器绑定在病人的左手腕处，仪器首先用于测量患者桡动脉处的收缩压和舒张压，并自动切换到脉搏波测量模式。数字化采样频率为512Hz，记录持续至少10个心动周期。测得的数据通过蓝牙发送到计算机，然后在PC机内存储和分析数据，返回我们的心脏每搏血量(SV)值。然后用超声心动图测量每一个病人(采用GE Vivid 7，美国通用电气)以作为参照SV数据。

在训练组中，利用我们的方法计算出的SV和临床超声多普勒法测量结果的皮尔逊相关系数达到了r＝0.66(p<0.0001)，具有统计学意义。两者误差的平均值为0.36ml，95％的样本误差落在了-19.22ml—19.93ml区间。验证组数据与超声心动图法数据比较得到皮尔逊相关系数r＝0.60(p<0.0001)，两者的误差平均值为0.22ml,95％的样本误差落在了-21.22ml—20.79ml区间。

以上结果表明，我们的发明装置在估测心脏每搏血量(SV)的一致性很好，具有显著的统计学意义，可以获得较准确的SV估测结果，以指导家庭健康检查。

尽管为使解释简单化将上述方法图示并描述为一系列动作，但是应理解并领会，这些方法不受动作的次序所限，因为根据一个或多个实施例，一些动作可按不同次序发生和/或与来自本文中图示和描述或本文中未图示和描述但本领域技术人员可以理解的其他动作并发地发生。

本领域技术人员将进一步领会，结合本文中所公开的实施例来描述的各种解说性逻辑板块、模块、电路、和算法步骤可实现为电子硬件、计算机软件、或这两者的组合。为清楚地解说硬件与软件的这一可互换性，各种解说性组件、框、模块、电路、和步骤在上面是以其功能性的形式作一般化描述的。此类功能性是被实现为硬件还是软件取决于具体应用和施加于整体系统的设计约束。技术人员对于每种特定应用可用不同的方式来实现所描述的功能性，但这样的实现决策不应被解读成导致脱离了本发明的范围。

结合本文所公开的实施例描述的各种解说性逻辑板块、模块、和电路可用通用处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或其它可编程逻辑器件、分立的门或晶体管逻辑、分立的硬件组件、或其设计成执行本文所描述功能的任何组合来实现或执行。通用处理器可以是微处理器，但在替换方案中，该处理器可以是任何常规的处理器、控制器、微控制器、或状态机。处理器还可以被实现为计算设备的组合，例如DSP与微处理器的组合、多个微处理器、与DSP核心协作的一个或多个微处理器、或任何其他此类配置。

结合本文中公开的实施例描述的方法或算法的步骤可直接在硬件中、在由处理器执行的软件模块中、或在这两者的组合中体现。软件模块可驻留在RAM存储器、闪存、ROM存储器、EPROM存储器、EEPROM存储器、寄存器、硬盘、可移动盘、CD-ROM、或本领域中所知的任何其他形式的存储介质中。示例性存储介质耦合到处理器以使得该处理器能从/向该存储介质读取和写入信息。在替换方案中，存储介质可以被整合到处理器。处理器和存储介质可驻留在ASIC中。ASIC可驻留在用户终端中。在替换方案中，处理器和存储介质可作为分立组件驻留在用户终端中。

在一个或多个示例性实施例中，所描述的功能可在硬件、软件、固件或其任何组合中实现。如果在软件中实现为计算机程序产品，则各功能可以作为一条或更多条指令或代码存储在计算机可读介质上或藉其进行传送。计算机可读介质包括计算机存储介质和通信介质两者，其包括促成计算机程序从一地向另一地转移的任何介质。存储介质可以是能被计算机访问的任何可用介质。作为示例而非限定，这样的计算机可读介质可包括RAM、ROM、EEPROM、CD-ROM或其它光盘存储、磁盘存储或其它磁存储设备、或能被用来携带或存储指令或数据结构形式的合意程序代码且能被计算机访问的任何其它介质。任何连接也被正当地称为计算机可读介质。例如，如果软件是使用同轴电缆、光纤电缆、双绞线、数字订户线(DSL)、或诸如红外、无线电、以及微波之类的无线技术从web网站、服务器、或其它远程源传送而来，则该同轴电缆、光纤电缆、双绞线、DSL、或诸如红外、无线电、以及微波之类的无线技术就被包括在介质的定义之中。如本文中所使用的盘(disk)和碟(disc)包括压缩碟(CD)、激光碟、光碟、数字多用碟(DVD)、软盘和蓝光碟，其中盘(disk)往往以磁的方式再现数据，而碟(disc)用激光以光学方式再现数据。上述的组合也应被包括在计算机可读介质的范围内。

提供对本公开的先前描述是为使得本领域任何技术人员皆能够制作或使用本公开。对本公开的各种修改对本领域技术人员来说都将是显而易见的，且本文中所定义的普适原理可被应用到其他变体而不会脱离本公开的精神或范围。由此，本公开并非旨在被限定于本文中所描述的示例和设计，而是应被授予与本文中所公开的原理和新颖性特征相一致的最广范围。

Claims (5)

1.一种基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法，包括：

对气泵进行加压，带动袖带充气；

进行袖带振荡压力波的检测；

检测输出的信号经过低通滤波和运放处理；

在芯片内对经过低通滤波和运放处理后的信号再进行数字滤波；

基于数字滤波后的信号，利用脉波分析法计算心脏每搏血量；

其中振荡压力波是在桡动脉上检测的，利用脉波分析法计算心脏每搏血量(SV)的计算方式为：

其中：

其中A_sys为压力曲线的收缩期部分所包络的面积；T₀、W₀、H₀是心动周期、体重和身高的常数，T、W、H为样本的实际心动周期、体重和身高；p为心动周期内的振荡压力波压力参数，P_B、P_C、P_H、P_E1、P_F、P_B1分别为收缩期开始点、收缩早期拐点、收缩期峰值点、收缩晚期拐点、重搏波切迹点、舒张期结束点的压力，t_B、t_C、t_H、t_E1、t_F、t_B1是P_B、P_C、P_H、P_E1、P_F、P_B1点所对应的时刻；K为末梢动脉平均压力常数与样本实际压力的比值；a_k、a_{p_k}、a_pt1～a_pt9、a_HR、a_W、a_HW为计算公式所涉及的系数，通过样本数据拟合得到。

2.根据权利要求1所述的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法，其特征在于，对气泵的加压采用线性加压的方式。

3.根据权利要求1所述的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法，其特征在于，对振荡压力波的检测是用血压测量装置实现的，所述血压测量装置包括气泵、电磁阀、袖带以及位于袖带内的气囊、压力传感器、主芯片、数据传输模块，主芯片通过驱动器连接气泵以控制气泵线性加压，气泵连接袖带内的气囊，随着气泵的线性加压带动袖带充气，主芯片通过电磁阀连接袖带，压力传感器位于袖带内，检测袖带内的振荡压力波，且在压力传感器和主芯片之间设有运放电路和低通滤波电路，检测到的振荡压力波经过运放和滤波后输入到与压力传感器连接的主芯片，主芯片中设有数字滤波单元，对采样到的压力波数据进行数字滤波。

4.根据权利要求1所述的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法，其特征在于，气泵通过指令控制将袖带气囊压力加压至指定的范围后维持恒定，连续采集实时的脉搏波数据。

5.根据权利要求1所述的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法，其特征在于，T₀、W₀、H₀的值分别是1.0秒、70公斤、175cm，通过样本数据拟合得到的系数a_k、a_{p_k}、a_pt1～a_pt9、a_HR、a_W、a_HW的值分别是317.0、0.405、-0.0828、1.652、2.40、0.0914、-0.0110、31.929、-0.0331、1.307、0.0932、1.660、0.963、-0.408。