CN106725394A - 一种血压数据采集装置及方法 - Google Patents

Abstract

本发明实施例公开了一种血压数据采集装置及方法，装置包括：微处理器、脉搏波信号采集模块、心冲击信号采集模块、电源管理模块和数据存储模块；脉搏波信号采集模块用于采集脉搏波信号；心冲击信号采集模块用于采集心冲击信号；数据存储模块用于存储血压数据和血压模型；电源管理模块用于给微处理器供电；微处理器分别与脉搏波信号采集模块、心冲击信号采集模块、电源管理模块和数据存储模块连接，用于根据脉搏波信号、心冲击信号和血压模型，计算得到血压数据。通过心冲击信号代替心电信号，消除射血前期对血压测量结果的影响，提高了脉搏波传导时间测量血压的准确性；且计算简单，运算量小，通过微处理器容易实现，进一步能够提高计算速度。

Description

一种血压数据采集装置及方法

技术领域

本发明实施例涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种血压数据采集装置及方法。

背景技术

血压是人体一项重要的基本生理参数，能够反应出人体心脏和血管的功能状况。人体血压是指血液在血管内流动时对单位面积血管壁产生的侧压力，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紧密的联系。血压是血液流动的前提，正常的心脏每一次跳动都会向大动脉血管射血，再通过小动脉将血液传送至全身，因此血压在每个心动周期都始终处于连续的变化中。现有的血压检测方法可以分成有创测量法和无创测量法。动脉插管法是一种有创测量血压的方法，但是该方法准备时间较长，并且很容易引起并发症，所以无特殊需要我们一般不采用这种方法。而目前常用的无创血压测量法为柯式音法和示波法，这两种方法都不能连续的测量血压。人体的血压受身体状况、环境条件以及生理韵律等诸多因素的影响，每时每刻都在发生的变化，单次或间断性的测量血压并不能反映人体血压的变化规律，也会遗漏一些重要的生理信息，为了更加全面的了解人体血压的变化情况，学者们开始探索无创连续血压测量方法，这一方法在临床和家庭心血管功能监护中具有极为重要的意义。

1976年，Brain Gribbin等通过实验提出，利用脉搏波传播速度可连续测量血压变化，并实现了对血压变化值的测量。King.D等证明脉搏波传播速度与平均动脉压具有较好的相关性，并采用脉搏波传播速度进行了平均动脉压的测量。这些研究表明脉搏波传播速度可以用于连续血压的测量。脉搏波传导速度是指脉搏波由动脉的一特定位置沿管壁传播至另一特定的位置的速率，由血管长度除以脉搏波传导时间得到，实际测量中脉搏波传导时间更容易获得。

通常获得脉搏波传导时间的方法是同步采集心电信号和脉搏波信号，以心电信号的R波波峰为起点，以脉搏波特征点为终点，该段时间差为脉搏波传导时间。但是实际上R波峰处并不是心脏开始收缩的时间，心脏开始收缩之前有一段准备的时间称为射血前期(preejection period，PEP)，所以这段时间不能算是真正意义上的脉搏波传导时间。射血前期可以评价心室的功能，心室射血能力越强，射血前期越短。有一些患有心血管疾病的老人，测得的脉搏波传导时间很大，也许就是由于他们的射血前期较长引起的。R.A.Payne等人的研究也证明了上述的这个问题，由于射血前期的存在，使得基于脉搏波传导时间测量的血压结果是不可靠的。

发明内容

由于现有的方法无法排除射血前期的影响，使得基于脉搏波传导时间测量的血压结果不可靠的问题，本发明实施例提出一种血压数据采集装置及方法。

第一方面，本发明实施例提出一种血压数据采集装置，包括：微处理器、脉搏波信号采集模块、心冲击信号采集模块、电源管理模块和数据存储模块；

所述脉搏波信号采集模块用于采集脉搏波信号；

所述心冲击信号采集模块用于采集心冲击信号；

所述数据存储模块用于存储血压数据和血压模型；

所述电源管理模块用于给所述微处理器供电；

所述微处理器分别与所述脉搏波信号采集模块、所述心冲击信号采集模块、所述电源管理模块和所述数据存储模块连接，用于根据所述脉搏波信号、所述心冲击信号和所述血压模型，计算得到所述血压数据。

可选地，所述装置还包括：血压校准模块；

所述血压校准模块与所述微处理器连接，用于首次采集血压数据或复位时对所述血压模型进行校准。

可选地，所述装置还包括：蓝牙传输模块；

所述蓝牙传输模块与所述微处理器连接，用于接收上位机的血压数据采集指令，并实时传输所述心冲击信号和所述脉搏波信号至所述上位机。

可选地，所述装置还包括：按键；

所述按键与所述微处理器连接，用于对血压数据采集装置进行开关及复位控制。

可选地，所述脉搏波信号采集模块进一步包括：光电容积脉搏波传感器和脉搏波信号调理电路；

所述光电容积脉搏波传感器的输出端与所述脉搏波信号调理电路的输入端连接，用于对生理信号进行采集，得到脉搏波信号，并将所述脉搏波信号输出至所述脉搏波信号调理电路；

所述脉搏波信号调理电路用于对所述脉搏波信号进行滤波放大并输出至所述微处理器。

可选地，所述心冲击信号采集模块进一步包括：三轴加速度传感器、前置放大电路、高通滤波器、一级放大电路、第一陷波电路、低通滤波器、二级放大电路、第二陷波电路和电平调整电路；

所述三轴加速度传感器用于采集加速度信号，并将所述加速度信号依次通过所述前置放大电路、所述高通滤波器、所述一级放大电路、所述第一陷波电路、所述低通滤波器、所述二级放大电路、所述第二陷波电路和所述电平调整电路进行处理，得到心冲击信号。

可选地，所述微处理器为MSP4305529控制器。

第二方面，本发明实施例还提出一种血压数据采集方法，包括：

接收脉搏波信号采集模块采集的脉搏波信号和心冲击信号采集模块采集的心冲击信号；

根据所述脉搏波信号的特征点得到第一参考点，并根据所述心冲击信号的J波峰位置得到第二参考点；

根据所述第一参考点和所述第二参考点，计算得到脉搏波传导时间；

将所述脉搏波传导时间输入血压模型，计算得到血压数据。

可选地，所述接收脉搏波信号采集模块采集的脉搏波信号和心冲击信号采集模块采集的心冲击信号之前，还包括：

首次采集血压数据或复位时对所述血压模型进行校准。

可选地，所述将所述脉搏波传导时间输入血压模型，计算得到血压数据，具体包括：

收缩压SBP为：

SBP＝A×PWTT+B

舒张压DBP为：

其中，A、B、B₁和B₂均为预设常数，PWTT为所述脉搏波传导时间；所述血压数据包括所述收缩压和所述舒张压。

由上述技术方案可知，本发明实施例通过心冲击信号代替通常采用的心电信号，消除射血前期对血压测量结果的影响，提高了脉搏波传导时间测量血压的准确性；且计算简单，运算量小，通过微处理器容易实现，进一步能够提高计算速度。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些图获得其他的附图。

图1为本发明一实施例提供的一种血压数据采集装置的结构示意图；

图2为本发明另一实施例提供的一种血压数据采集装置的结构示意图；

图3为本发明另一实施例提供的脉搏波信号采集模块工作的流程示意图；

图4为本发明另一实施例提供的心冲击信号采集模块工作的流程示意图；

图5为本发明一实施例提供的血压数据计算过程的流程示意图；

图6为本发明一实施例提供的一种血压数据采集方法的流程示意图；

图7为本发明一实施例提供的计算脉搏波传导时间的原理示意图；

图8为本发明一实施例提供的血压模型校准的流程示意图。

具体实施方式

下面结合附图，对本发明的具体实施方式作进一步描述。以下实施例仅用于更加清楚地说明本发明的技术方案，而不能以此来限制本发明的保护范围。

图1示出了本实施例提供的一种血压数据采集装置的结构示意图，包括：微处理器101、脉搏波信号采集模块102、心冲击信号采集模块103、电源管理模块104和数据存储模块105；

所述脉搏波信号采集模块102用于采集脉搏波信号；

所述心冲击信号采集模块103用于采集心冲击信号；

所述数据存储模块105用于存储血压数据和血压模型；

所述电源管理模块104用于给所述微处理器供电；

所述微处理器101分别与所述脉搏波信号采集模块102、所述心冲击信号采集模块103、所述电源管理模块104和所述数据存储模块105连接，用于根据所述脉搏波信号、所述心冲击信号和所述血压模型，计算得到所述血压数据。

具体地，所述微处理器101通过控制线分别与所述脉搏波信号采集模块102、所述心冲击信号采集模块103、所述电源管理模块104和所述数据存储模块105连接。

本实施例提供的血压数据采集装置体积小，成本低，适合长时间佩戴并连续的无创测量血压。

本实施例通过心冲击信号代替通常采用的心电信号，消除射血前期对血压测量结果的影响，提高了脉搏波传导时间测量血压的准确性；且计算简单，运算量小，通过微处理器容易实现，进一步能够提高计算速度。

进一步地，在上述装置实施例的基础上，如图2所示，所述装置还包括：血压校准模块106；

所述血压校准模块106与所述微处理器101连接，用于首次采集血压数据或复位时对所述血压模型进行校准。

具体地，所述血压校准模块106工作时，需要一个标准血压计，用于为血压数据采集装置提供血压校准参数。第一次使用血压数据采集装置时，通过蓝牙将设备与上位机软件连接，软件自动提示“第一次使用需要校准血压”，从软件中输入标准血压计提供的校准参数，经微处理器处理得到血压测量公式中的固定参数。

进一步地，在上述装置实施例的基础上，如图2所示，所述装置还包括：蓝牙传输模块107；

所述蓝牙传输模块107与所述微处理器101连接，用于接收上位机的血压数据采集指令，并实时传输所述心冲击信号和所述脉搏波信号至所述上位机。

具体地，血压数据采集装置可以通过蓝牙传输模块107与上位机软件连接，从而实现设备的测量和显示功能。蓝牙传输模块107可实现蓝牙4.0实时传输采集的心冲击信号和指端容积脉搏波信号到上位机，接收端上位机为计算机或手机，可实现由计算机或手机控制进行信号采集与传输。

进一步地，在上述装置实施例的基础上，如图2所示，所述装置还包括：按键108；

所述按键108与所述微处理器101连接，用于对血压数据采集装置进行开关及复位控制。

具体地，所述按键108包括：开/关机键，用于启动和停止设备；复位键，用于还原设备，按下复位键后再次使用设备需要重新校准。

本实施例提供的血压数据采集装置相对现有的基于心电信号和脉搏波信号测量血压技术，利用心冲击信号代替心电信号，消除射血前期对血压测量结果的影响，在保存上述方法无创、连续测量血压优点的前提下，提高了脉搏波传导时间测量血压的准确性。并且本血压测量方法计算简单运算量小，在微处理器的容易实现，计算速度较快。

进一步地，在上述装置实施例的基础上，所述脉搏波信号采集模块102进一步包括：光电容积脉搏波传感器和脉搏波信号调理电路；

所述光电容积脉搏波传感器的输出端与所述脉搏波信号调理电路的输入端连接，用于对生理信号进行采集，得到脉搏波信号，并将所述脉搏波信号输出至所述脉搏波信号调理电路；

所述脉搏波信号调理电路用于对所述脉搏波信号进行滤波放大并输出至所述微处理器。

具体地，如图3为脉搏波信号采集模块的工作流程，脉搏波信号采集模块由光电容积脉搏波传感器以及脉搏波信号调理电路组成。光电容积脉搏波传感器的输出端与脉搏波信号调理电路的输入端相连，脉搏波信号调理电路采用生物电放大器提高共模抑制比，对生理信号进行采集，从调理电路的输出端输出滤波放大后的脉搏波信号(PPG信号)。

进一步地，在上述装置实施例的基础上，所述心冲击信号采集模块103进一步包括：三轴加速度传感器、前置放大电路、高通滤波器、一级放大电路、第一陷波电路、低通滤波器、二级放大电路、第二陷波电路和电平调整电路；

所述三轴加速度传感器用于采集加速度信号，并将所述加速度信号依次通过所述前置放大电路、所述高通滤波器、所述一级放大电路、所述第一陷波电路、所述低通滤波器、所述二级放大电路、所述第二陷波电路和所述电平调整电路进行处理，得到心冲击信号。

具体地，如图4为心冲击信号采集模块的工作流程，心冲击信号采集模块由三轴加速度传感器，前置放大电路，高通滤波器，一级放大电路，50Hz陷波电路，低通滤波器，二级放大电路和电平调整电路组成。其中，所述第一陷波电路和所述第二陷波电路均为50Hz陷波电路。可以将血压数据采集装置通过一次性电极贴贴在心脏处，心冲击信号主要采集的是三轴加速度传感器Y轴(主轴)上的加速度信号。

进一步地，在上述装置实施例的基础上，所述微处理器101为MSP4305529控制器。

本装置整体的血压测量流程如图5所示，设备佩戴好后，首先按开启/停止键启动设备；上位机通过蓝牙连接设备(提示上位机开启蓝牙)；识别是否是第一次测量，如果是侧进行血压模型校准，如果否则识别是否按下了复位键，如果按下复位键则进行血压模型校准，如果没有按下，则开始进入测量程序；进入测量程序后，采集脉搏波信号和心冲击信号；对信号进行预处理；提取心冲击信号的J波波峰和脉搏波信号主波一阶微分最大值点；以J波波峰和脉搏波特征点的时间来计算脉搏波传导时间PWTT；通过校准的血压模型计算收缩压和舒张压；判断测量程序是否结束，结束则退出程序，没有结束则接续连续的测量血压。

本实施例提供的血压数据采集装置设备体积小，成本低，经过血压校准之后可以精确地连续测量血压，并且本装置所用的血压测量方法简单，计算量小，计算速度快。此外，该设备有蓝牙通信功能，可将分析结果通过蓝牙发送至计算机与移动设备。用户使用更加方便，更简单，可用于家庭心血管疾病预防和监测。

图6示出了本实施例提供的一种血压数据采集方法的流程示意图，包括：

S601、接收脉搏波信号采集模块采集的脉搏波信号和心冲击信号采集模块采集的心冲击信号；

S602、根据所述脉搏波信号的特征点得到第一参考点，并根据所述心冲击信号的J波峰位置得到第二参考点；

S603、根据所述第一参考点和所述第二参考点，计算得到脉搏波传导时间；

具体地，所述脉搏波传导时间为以心冲击信号J波波峰为起点，以脉搏波主波一阶微分最大值点为终点的时间差，如图7所示。

S604、将所述脉搏波传导时间输入血压模型，计算得到血压数据。

具体地，为了消除射血前期引起的血压测量不准确，本实施例利用心冲击信号代替通常采用的心电信号，以心冲击信号的J波波峰为起点，以脉搏波信号主波波峰一阶微分最大值点为终点的时间差视为提取的脉搏波传导时间，这样就除去了脉搏波传导时间中的血压干扰因素，可以提高无创连续血压测量的准确性。

本实施例通过心冲击信号代替通常采用的心电信号，消除射血前期对血压测量结果的影响，提高了脉搏波传导时间测量血压的准确性；且计算简单，运算量小，通过微处理器容易实现，进一步能够提高计算速度。

进一步地，在上述方法实施例的基础上，S601之前，还包括：

S600、首次采集血压数据或复位时对所述血压模型进行校准。

具体地，在首次测量时需要进行血压计算公式参数的校准。要通过血压校准模块确定血压计算公式中的待定参数。参数确定以后，就可以进行连续无创的血压测量了。只有在第一次测量时需要进行校准，血压数据采集装置会记住已经确定的血压计算公式，后续测量中不需要在进行校准。考虑到用户测量的需要，或者会有不同用户使用本血压数据采集装置的情况，血压数据采集装置设置复位键，按下复位键后，再进行血压测量时会提示需要进行血压校准。

进行血压校准的方法如图8所示：当用户第一次使用血压数据采集装置，或按下复位键再次使用血压数据采集装置时，血压数据采集装置与上位机软件连接后会提示“第一次使用需要校准血压”，随后微处理器会进入血压校准程序，这时，血压数据采集装置会同步采集用户指端光电容积脉搏波信号和心冲击信号，同时需要利用一个标准血压计测量用户此时的标准血压作为校准参数，并将该校准参数输入到上位机软件中，微处理器会计算出脉搏波信号和心冲击信号的特征参数，并结合测量得到的校准参数通过回归分析计算出血压模型的固定参数值，得到血压计算的具体表达式。血压校准完成后，就可以进行正常的血压测量了。

进一步地，在上述方法实施例的基础上，S604具体包括：

收缩压SBP为：

SBP＝A×PWTT+B (1)

其中，A、B、B₁和B₂均为预设常数，PWTT为所述脉搏波传导时间；所述血压数据包括所述收缩压和所述舒张压。

其中，A、B可以通过血压校准时测得的SBP和PWTT回归计算得到。收缩压的公式利用平均压(MAP)与脉搏波传导时间(PWTT)进行线性回归获得，首先计算平均压：

MAP＝(2×DBP+SBP)÷3 (2)

MAP与PWTT的线性模型为：

MAP＝B₁+B₂×PWTT (3)

其中B₁和B₂为常数，再由MAP与DBP的关系，将公式(1)和公式(2)代入公式(3)推出收缩压的计算公式(4)。

舒张压DBP为：

本实施例基于动脉收缩压与动脉脉搏波传导时间变化成正比的原理，利用测得血压和脉搏波传导时间做线性回归得到。收缩压计算方法通过研究MAP与PWTT的线性关系，发现二者高度相关，从将二者做线性回归，在由MAP与DBP的关系推算得出收缩压(SBP)的计算公式。

通过以上的实施方式的描述，本领域的技术人员可以清楚地了解到各实施方式可借助软件加必需的通用硬件平台的方式来实现，当然也可以通过硬件。基于这样的理解，上述技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分可以以软件产品的形式体现出来，该计算机软件产品可以存储在计算机可读存储介质中，如ROM/RAM、磁碟、光盘等，包括若干指令用以使得一台计算机设备(可以是个人计算机，服务器，或者网络设备等)执行各个实施例或者实施例的某些部分所述的方法。

应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的精神和范围。

Claims (10)

1.一种血压数据采集装置，其特征在于，包括：微处理器、脉搏波信号采集模块、心冲击信号采集模块、电源管理模块和数据存储模块；

所述脉搏波信号采集模块用于采集脉搏波信号；

所述心冲击信号采集模块用于采集心冲击信号；

所述数据存储模块用于存储血压数据和血压模型；

所述电源管理模块用于给所述微处理器供电；

所述微处理器分别与所述脉搏波信号采集模块、所述心冲击信号采集模块、所述电源管理模块和所述数据存储模块连接，用于根据所述脉搏波信号、所述心冲击信号和所述血压模型，计算得到所述血压数据。

2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置还包括：血压校准模块；

所述血压校准模块与所述微处理器连接，用于首次采集血压数据或复位时对所述血压模型进行校准。

3.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置还包括：蓝牙传输模块；

所述蓝牙传输模块与所述微处理器连接，用于接收上位机的血压数据采集指令，并实时传输所述心冲击信号和所述脉搏波信号至所述上位机。

4.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置还包括：按键；

所述按键与所述微处理器连接，用于对血压数据采集装置进行开关及复位控制。

5.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述脉搏波信号采集模块进一步包括：光电容积脉搏波传感器和脉搏波信号调理电路；

所述光电容积脉搏波传感器的输出端与所述脉搏波信号调理电路的输入端连接，用于对生理信号进行采集，得到脉搏波信号，并将所述脉搏波信号输出至所述脉搏波信号调理电路；

所述脉搏波信号调理电路用于对所述脉搏波信号进行滤波放大并输出至所述微处理器。

6.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述心冲击信号采集模块进一步包括：三轴加速度传感器、前置放大电路、高通滤波器、一级放大电路、第一陷波电路、低通滤波器、二级放大电路、第二陷波电路和电平调整电路；

所述三轴加速度传感器用于采集加速度信号，并将所述加速度信号依次通过所述前置放大电路、所述高通滤波器、所述一级放大电路、所述第一陷波电路、所述低通滤波器、所述二级放大电路、所述第二陷波电路和所述电平调整电路进行处理，得到心冲击信号。

7.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述微处理器为MSP4305529控制器。

8.一种血压数据采集方法，其特征在于，包括：

接收脉搏波信号采集模块采集的脉搏波信号和心冲击信号采集模块采集的心冲击信号；

根据所述脉搏波信号的特征点得到第一参考点，并根据所述心冲击信号的J波峰位置得到第二参考点；

根据所述第一参考点和所述第二参考点，计算得到脉搏波传导时间；

将所述脉搏波传导时间输入血压模型，计算得到血压数据。

9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，所述接收脉搏波信号采集模块采集的脉搏波信号和心冲击信号采集模块采集的心冲击信号之前，还包括：

首次采集血压数据或复位时对所述血压模型进行校准。

10.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，所述将所述脉搏波传导时间输入血压模型，计算得到血压数据，具体包括：

收缩压SBP为：

SBP＝A×PWTT+B

舒张压DBP为：

$DBP=\frac{3B_1-B}{2}+\frac{3B_2-A}{2}\×PWTT$

其中，A、B、B₁和B₂均为预设常数，PWTT为所述脉搏波传导时间；所述血压数据包括所述收缩压和所述舒张压。