CN110477890A - 血压计算方法及血压测量装置 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及血压计算方法及血压测量装置，所述方法为获得同步采集的脉搏波信号和心电信号，依据脉搏波信号提取脉搏波特征参数，依据心电信号和脉搏波信号提取脉搏波传导时间，基于包含脉搏波传导时间和若干脉搏波特征参数的线性模型计算血压，所述装置包括传感器模块、信号处理模块和显示模块，其信号处理模块中的数据处理器采用本发明的方法进行数据处理，计算获得血压数据。本发明兼顾了多方面的因素，能够提高血压测量和连续血压监测的准确度。
Description
技术领域
本发明涉及血压计算方法及相应的血压测量装置，属医疗器械技术领域。
背景技术
高血压是世界上最常见的心血管病症，常引起心、脑、肾等脏器的并发症。医院与家庭中所使用的血压装置主要是基于柯氏音法或示波法，虽然能够较为准确的测量出血压值，但袖带需要充气放气，会对被测者的手臂等测量部位产生压力，带来不适，同时只能测量出某个时刻的血压值，无法对心率失常等特殊情况时的血压进行连续监测。因此，连续血压测量具有更为广阔的应用前景，可以检测出每一时刻的血压变化情况。目前可实现连续血压测量的方法主要包括动脉张力法、容积补偿法、脉搏波速(脉搏波传导时间测量)法以及脉搏波特征参数法等。
动脉张力法要求传感器对位移和压力具有较高的灵敏度，传感器必须紧压在靠近骨骼的动脉上且需要保持传感器测量位置相对固定，当被测试者生理状态改变时，有可能因外力和平均压的改变不一致导致测量误差。
容积补偿法主要可分为两类，即基于气囊施加外部压力的测量和基于光电描记法的指端测量。采用气囊加压测量动脉来实现血压的连续测量，使用简单，但是由于气囊持续的压力，长时间会使静脉充血，引起测试者不适。光电描记法指端测量血压，信号干扰大、不稳定、测量精度低。
脉搏波速法利用“动脉血压越高则血管压力越大、动脉波速越快”的原理。通过测得的脉搏波速间接推算动脉血压值。相对于动脉张力法传感器定位要求低、不适感较少。但是通过脉搏波波速与血压建立的模型个体差异较大。
脉搏波特征参数法是在分析脉搏波特征参数与动脉血压相关性的基础上建立血压模型、实现连续血压的测量方法。
上述各种方法均能够在各自适宜的场合下进行血压检测或监测，取得相应的技术效果，但也存在各自的局限性或缺陷，例如，由于现有脉搏波速法利用心电信号与脉搏波信号的传导时间无创连续测量血压，未使用脉搏波自身特征参数，这造成了测量误差会随传导时间误差的变化而变化。脉搏波特征参数法是利用脉搏波特征参数与动脉血压具有相关性的特点，建立血压模型，实现连续血压的测量。但当血压异常，存在非典型脉搏波时，检测会出现较大的误差。当脉搏波为非典型的脉搏波时，以上两种方式均会影响测量的精度。因此，随着技术的进步，有必要不断开发新产品，更好地适应于相应场合的血压检测和监测。
发明内容
为解决上述技术问题，本发明提供了一种血压计算方法及装置，以兼顾多方面的因素，提高血压测量和连续血压监测的准确度。
本发明的技术方案是：一种血压计算方法，其获得同步采集的脉搏波信号(PPG信号)和心电信号(ECG信号)，依据脉搏波信号提取脉搏波特征参数，依据心电信号和脉搏波信号提取脉搏波传导时间，基于下列线性模型计算血压：
其中，
BP为血压；
PWTT为脉搏波传导时间；
CalcPi为第i个脉搏波特征参数，i为任意正整数；
a、bi、c为相应的系数，可以依据所述线性模型(线性回归模型)通过若干组实验数据计算获得，可以采用任意适宜的拟合方式或其他现有技术计算获得线性模型涉及的各系数，例如，最小二乘法，用于拟合或计算系数的实验数据中的血压值可以通过现有标准或公认的血压计算方法或设备获得。
所述脉搏波特征参数优选为下列任意一种或多种：
(a)TTB：脉搏波的主波波峰持续时间，即主波峰值的起点和终点间的时间间隔，以主波峰值点前后波值(脉搏波的瞬间值)各下降AmpAB/20(即波值为AmpAB的95％)的时刻为主波峰值的起点和终点，AmpAB为主波幅值(或称主波峰值)；
(b)TTP：重搏波的持续时间，当AmpCD小于等于AmpAB/20时，为重搏波谷值点到重搏波峰值点间的时间间隔，当AmpCD大于AmpAB/20时，为重搏波的起点和终点间的时间间隔，以重搏波峰值前后波值各下降AmpCD/2(即波值为重搏波谷值和重搏波峰值的算术平均值)的时刻为重搏波的起点和终点；
(c)Tτup：脉搏波上升阶段(一个周期内)波值达到AmpAB/2时的时间t3(从该周期的脉搏波起点起计算，下同，除非有其他明确定义)与波值达到主波峰值的时间t1的比值，即
(d)Sτup：脉搏波上升阶段(一个周期内)波值达到AmpAB/2时的波形面积(位于该周期波形正下方至坐标横轴之间的面积)与波值达到主波峰值时的波形面积的比值，即P(t)为t时刻(设定脉搏波在该周期的起点时刻t0＝0)的波值；
(e)Tτlow：脉搏波下降阶段(一个周期内)波值降至AmpAB/2时的时间t4与一个完整脉搏波的时间tT的比值，即
(f)Sτlow(面积比值)：脉搏波下降阶段(一个周期内)波值降至AmpAB/2时的波形面积与一个完整脉搏波的波形面积的比值，即
(g)PPPG：当存在明显的重搏波时，为脉搏波的主波峰与所述主波峰相邻重搏峰的斜率(连线的斜率，下同)，当不存在明显重搏波或不存在重搏波时，为脉搏波的主波峰与主波峰相邻波谷的斜率。即，重搏波明显时，重搏波不明显时，h3＝0，t5＝t2，其中h1为脉搏波的主波峰值，h3为主波峰的相邻(在后相邻)重搏峰峰值或主波峰的相邻(在后相邻)波谷谷值，t5为由主波峰值点至相邻重搏峰值点或相邻波谷点间的时间间隔。
所述线性模型优选为：
BP＝K11·PWTT+K12·TTB+K13·Sτup+K14·PPPG+K15，
或者
BP＝K21·PWTT+K22·TTB+K23·Sτlow+K24·PPPG+K25，
或者
BP＝K31·PWTT+K32·TTB+K33·Tτup+K34·PPPG+K35，
或者
BP＝K41·PWTT+K42·TTB+K43·Tτlow+K44·PPPG+K45，
其中，Knm为第n个线性模型中的第m个系数，依据实验数据计算确定，n＝1,2,3,4，m＝1,2,3,4,5。
依据所用的模型，从脉搏波信号中提取所需的相应脉搏波特征参数，以获得模型涉及的脉搏波特征参数。
一种血压测量装置，其同步采集的脉搏波信号(PPG信号)和心电信号(ECG信号)，采用本发明公开的任一种血压计算方法计算并获得血压数据。
可以包括：
传感器模块，包括用于采集脉搏波信号的光电传感器和用于采集心电信号的心电检测装置；
信号处理模块，包括预处理电路和数据处理器，所述预处理电路用于对来自光电传感器的原始脉搏波信号和来自心电检测装置的原始心电信号进行预处理，形成适应于数据处理器处理的相应的数字化脉搏波信号和数字化心电信号，所述预处理包括减噪、滤波、放大和模数转换等，可以依据现有技术实现；所述数据处理器基于数字化脉搏波信号提取脉搏波特征参数，基于数字化心电信号和数字化脉搏波信号提取脉搏波传导时间，基于下列线性模型计算血压：
其中，
BP为血压；
PWTT为脉搏波传导时间；
CalcPi为第i个脉搏波特征参数，i为任意正整数；
a、bi、c为相应的系数，可以依据所述线性模型(线性回归模型)通过若干组实验数据计算获得，可以采用任意适宜的拟合方式或其他现有技术计算获得线性模型涉及的各系数，例如，最小二乘法，用于拟合或计算系数的实验数据中的血压值可以通过现有标准或公认的血压计算方法或设备获得；
显示模块，用于对来自单片机的显示数据进行屏幕显示，根据检测和监测的具体要求，可以显示脉率、血氧、血压等各种人体参数，可以采用数字表格、曲线、图形等各种显示形式，这些显示方式的实现可以依据现有技术。
所述光电传感器通常由光发射器和光电探测器组成。所述光发射器由若干不同波长的光发射元件组成，在所述数据处理器的控制下发射所需波长的检测光束。所述光电探测器接收穿过人体和/或经人体反射的检测光束，生成相应的感应信号，即含有脉搏波信息的原始脉搏波信号。
所述数据处理器依据设定的工作模式或控制参数生成光电传感器控制信号，经数模转换电路(D/A转换电路)转换为相应的模拟信号后接入光发射驱动电路，所述光发射驱动电路生成相应的光发射驱动输出，接入所述光发射器，所述光发射器的相应光发射元件在相应光发射驱动输出的控制下，发射相应的检测光束。
所述预处理电路可以包括前端信号控制器、前置放大电路、滤波电路、后置放大电路和模数转换电路(A/D转换电路)。
所述光电探测器的输出(原始脉搏波信号)接入所述前端信号控制器，所述前端信号控制器在所述数据处理器的增益控制下对接入的原始脉搏波信号进行相应增益下的放大，形成前置放大后的脉搏波信号，其输出(前置放大后的脉搏波信号)接入所述滤波电路，所述心电检测装置的输出(原始心电信号)接入所述前置放大电路，所述前置放大电路对接入的原始心电信号进行放大，形成前置放大后的心电信号，其输出(前置放大后的心电信号)接入所述滤波电路。
所述滤波电路对接入的前置放大后的脉搏波信号和前置放大后的心电信号进行滤波，滤除不属于脉搏波信息和心电信息的成分，送入后置放大电路进行后置放大，后置放大后的相应信号经模数转换电路转换为相应的数字化信号(数字化脉搏波信号和数字化心电信号)，送入所述数字处理器进行处理。
所述数据处理器优选采用单片机，也可以采用其他形式的数据处理器或数据处理装置。
所述光发射元件优选为LED，相应地，所述光发射驱动电路为LED驱动电路，所述光发射驱动输出为施加在相应LED电路上的电压。
所述光电传感器和所述心电检测装置优选采用共用探头，以方便使用者。
所述共用探头优选包括能够夹在手指上的指端探头本体及安装在所述指端探头本体上的心电检测用电极，所述指端探头本体为光电检测用指端探头，可以采用现有光电传感器的能够夹在手指上进行相应光电探测的探头，包括上壳和下壳，所述上壳和下壳之间设有铰链连接并设有上壳和下壳前端夹紧的夹紧弹簧，呈类似于夹子状，所述光电传感器的光发射器和光电探测器分别安装在所述上壳和下壳的前部(夹持手指的部位)的相对位置，将指端探头本体夹在手指上后，光发射器发出的探测光束穿过手指，照射在光电探测器的光电探测元件(光敏电子元件)上，生成包含脉搏波信息的光电感应信号。
所述心电检测装置优选采用单导联三电极的心电检测装置，且优选以左手和右手中各一个手指的电极作为所述心电检测装置的差动输入，以右手或左手的另一个手指的电极提供共模驱动信号。
所述心电检测装置的心电检测用电极包括第一电极、第二电极和第三电极，所述第一电极和第三电极优选设置在所述指端探头本体上的能够分别与两个不同手指接触的部位，所述第二电极优选设置在所述指端探头本体的外露部位或者不设置在所述指端探头本体上。
所述第一电极、第二电极和第三电极采用下列任一方式设置：
1)所述第一电极和第三电机分别设置在所述下壳或上壳的左右两侧的外露表面上，所述第二电极设置在所述上壳外露的上表面，使用时，将共用探头夹在一个左手指(例如，食指或中指)上后，并拢左手手指，和/或将拇指压在相应侧的电极上(当夹在食指上时)，则第一和第三电极分别与左手的两个不同手指接触，将右手的一个手指按在外露的第二电极上，与第二电极接触；
2)所述第一电极设置在所述下壳或上壳的内侧能够与探头所夹手指接触的部分，所述第三电极在设置所述下壳或上壳的左侧或右侧的外露表面上，所述第二电极设置在所述上壳外露的上表面，使用时，将共用探头夹在一个左手指(例如，食指或中指)上后，则第一电极与该手指接触，并拢左手手指或将拇指压在相应侧的第三电极上(当夹在食指上时)，第三电极与相应手指接触，将右手的一个手指按在外露的第二电极上，与第二电极接触；
3)所述第一电极和第三电机分别设置在所述下壳或上壳的左右两侧的外露表面上，所述第二电极不设置在所述指端探头本体上，采用独立的形式，通过自由导线连接所述指端探头本体上的相应线缆，使用时，将共用探头夹在一个左手指(例如，食指或中指)上后，并拢左手手指，和/或将拇指压在相应侧的电极上(当夹在食指上时)，则第一和第三电极分别与左手的两个不同手指接触，将右手的一个手指按在第二电极上(在此情形下，第二电极优选呈片状或块状)或者将第二电极套在右手的一个手指上(在此情形下，第二电极优选呈套环状或者设置在套环上)，与第二电极接触；
4)所述第一电极设置在所述下壳或上壳的内侧能够与探头所夹手指接触的部分，所述第三电极在设置所述下壳或上壳的左侧或右侧的外露表面上，所述第二电极不设置在所述指端探头本体上，采用独立的形式，通过自由导线连接所述指端探头本体上的相应线缆，使用时，将共用探头夹在一个左手指(例如，食指或中指)上后，则第一电极与该手指接触，并拢左手手指或将拇指压在相应侧的第三电极上(当夹在食指上时)，第三电极与相应手指接触，将右手的一个手指按在第二电极上(在此情形下，第二电极优选呈片状或块状)或者将第二电极套在右手的一个手指上(在此情形下，第二电极优选呈套环状或者设置在套环上)，与第二电极接触。
在上述情形下，将第一电极和第三电极中的一个与第二电极作为所述心电检测装置的差动输入，将第一电极和第三电极中的一个作为共模驱动信号，形成单导联三电极的心电检测方式。
可以理解的是，所述共用探头可以作为一个独立产品，用于其他的类似场合或适宜场合。
同样地，采用所述共用探头的所述光电传感器和所述心电检测装置亦可以组成一个独立的产品，用于其他类似场合或适宜场合。
本发明的血压测量装置可以采用本发明公开的任一种血压计算方法，能够用于实施本发明公开的任一种血压计算方法。
本发明的有益效果是：在光电描记的基础上，结合脉搏波特征参数进行血压检测或连续监测(连续检测)，克服了单一方法的局限性，有利于兼顾相应各方面的因素，提高血压数据的精确性，同时，还提出了新的脉搏波特征参数，有利于揭示或体现出这些脉搏波特征所能够体现的相关异常情况，更好地适应于相应场合的血压检测和监测。
附图说明
图1是本发明的产品框架示意图；
图2是典型的脉搏波波形图；
图3是几种异常脉搏波波形图，其中(A)是双峰型脉搏波；(B)是三角型脉搏波；(C)是梯形脉搏波；(D)是正弦型脉搏波；
图4-6是本发明涉及的几种波形下的脉搏波特征参数TTB及TTP及相关参数和特征点的示意图；
图7是本发明涉及的若干状态下的脉搏波特征斜率示意图，其中(A)、(B)和(C)为异常时的脉搏波信号，(D)为正常时的脉搏波信号；
图8-9是本发明涉及的计算过程的波形示意图，其中图8一个时间窗口内的心电波形和脉搏波形，图9是一个时间窗口内累加平均后的脉搏波形；
图10-11是本发明涉及的指端探头在两个侧视方向下的示意图；
图12为本发明涉及的指端探头上表面的构造示意图，对应于指端探头的俯视示意图；
图13为本发明涉及的指端探头下表面的构造示意图，对应于指端探头的仰视示意图；
图14是本发明涉及的透射式脉搏信号采集原理示意图；
图15是本发明涉及的带有安装子的指端探头的俯视示意图；
图16是本发明涉及的指端探头的检测方式示意图；
图17-18是本发明涉及的不同形状的电极片示意图，其中图17为环形(近似环形)的，图18为片形的；
图19是本发明涉及的探头组合的检测方式示意图；
图20是本发明涉及的测量装置的外观构造示意图。
图中标识：1、传感器模块；2、信号处理模块；3、显示模块；4、指端探头；5、线缆，包含了传感器线缆和导联线线缆；6、指端探头本体的上壳；7、指端探头本体的下壳；8、软胶垫；9、10、11，心电检测用电极；12、接收端探测器；13、光发射器；14、片状的电极；15、安装子(暗扣)；16、导联线；17、圆环状的电极，可调节大小；18、软电极片；19、绑带，可相互粘合；20、21、手指，两只手的。
具体实施方式
参见图1-20，本发明提出了一种连续(或断续)简单的血压计算方法及相应的装置，在光电描记的基础上，结合其他脉搏波特征参数及脉搏波传导时间，建立数学模型，用来提高连续血压测量的准确度。同时，还在不排除现有脉搏波特征参数的同时，提出了新的脉搏波特征参数，以更好地体现相应情形下的异常状况和因素。
本发明涉及的血压测量装置(或称系统)如图1所示，主要包含三个模块，传感器模块1、信号处理模块2及显示模块3。
传感器模块，主要同步获取脉搏信号(PPG信号，光电容积脉搏波信号)和心电信号(ECG信号)。其中，脉搏信号可以由光电传感器获取，光电传感器是由一组光发射器和光电探测器组成，根据需要测量的参数，驱动不同波长的光发射器，光电探测器接收到的光强度能够体现出血液容积的变化。心电信号可以由心电检测装置获取，心电检测装置采用单导联三电极式，以左、右手之间的电势差来拾取人体心电差分信号，其中一个手同时作为共模驱动反馈端，用于降低共模干扰。
信号处理模块，主要是获取具有临床价值的脉搏信号和心电信号，要求采集系统具有高精度、高稳定性、高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声及强抗干扰能力等性能。通常主要包括：
1)前置和后置放大电路，是数据采集的关键，影响整个系统最后输出信号的质量，本发明中，脉搏信号和心电信号处理，主要采用Max4194作为放大电路的核心器件。前置放大电路用于接入电极采集的心电信号，后置放大电路用于对滤波电路的输出进行放大。
2)滤波电路，主要用来滤除高频成分和工频干扰，使脉搏信号和心电信号的信噪比进一步提高，光电传感器采集的脉搏信号通过前端信号控制器接入滤波电路，心电信号通过前置放大电路接入滤波电路。
3)A/D电路，将后置放大电路输出的模拟信号转化为数字信号，便于单片机的处理。
4)单片机，用于信号处理，提取心电信号和脉搏信号的脉搏波特征参及脉搏波传导时间，通过建立的数学模型，实现连续(断续)血压的测量。所用信号处理器采用了STM32L446，其功耗低、运算处理能力强、效率高，能够很好的满足设计要求。同时，单片机可控制脉搏信号处理模块中的前端信号控制器进行增益控制，并控制LED驱动，进而控制光发射器，实现光电容积脉搏波信号的采集和相关处理。
5)存储设备，用于实现对心电信号和脉搏信号长时间的采集，采集的信号亦可进行存储。存储的数据可以通过PC机进行读取和识别，也可以在单片机的控制下将存储的数据进行回放。
显示模块，用于单片机输出的显示，主要采用液晶显示器，耗电省、体积小、可触屏等优势，显示人体不同的参数值，例如脉率、心电、血氧、灌注、血压等不同的人体参数值。
实际的测量装置中不拘泥于固定型号的器件。
使用方法(血压测量的实现)：
1、基于脉搏波形状提取相应的脉搏波特征
参见图2，典型的脉搏波波形图由四部分组成，收缩波(S)；切迹前波(S’)，亦称重搏前波；舒张波(D)，亦称重搏波；房缩波(D’)。
图2所示的波形，对应于血管弹性好、管腔通畅、外周阻力小的情形。当血压异常时，血管壁弹性、血管外周阻力及血液粘稠度等对波形形成具有一定的影响，脉搏波波形形状会出现不规则的现象。随着外周阻力和血管壁硬化程度的增加，波形的动态变化首先反应在重搏前波由不明显变为明显，相对主波的位置也逐渐升高，并逐渐与主波接近并呈不同程度的融合，同时重搏波峰与波谷相对主波的位置亦逐渐抬高，且混为一体，存在不易区分情况。可能会出现双峰型、三角型、梯形、正弦型等类型的脉搏波，
参见图3所示的(A)、(B)、(C)和(D)四种波形。双峰型脉搏波的波顶呈双峰并列；三角型脉搏波似等腰三角型，上升支略倾斜，上升角略小，峰角稍顿，下降支僵直，重搏波消失；梯形脉搏波，上升支较陡，波顶平直持续0.1-0.12秒，重搏波平直，整体呈现阶梯状，上升时间略延长；正弦型脉搏波，整个脉搏曲线呈拱门，上升时间延长，重搏消失，下降支曲线凸面向上。
因此根据上述血压异常时的脉搏波形状特征，提取部分时间参数和比值参数，进而计算相应的脉搏波特征参数。
如图4-6所示，A为脉搏波起点，B为主波峰峰值点及最大值点，C为重搏波谷值点，亦称降中峡，D为重搏波的峰值点，E为重搏波结束点，根据一个周期内的脉搏波形状特征，提取相关脉搏波特征参数。
具体包括：
2)计算脉搏波特征参数
(a)TTB(主波峰的持续时间)：当血管外周阻力较低时，脉搏波主波窄而陡，反之，脉搏波主波相对宽而缓，计算所述脉搏波主波起点A到主波峰值点(主波的最大值点)B的主波幅值AmpAB，主波峰值点B前后各下降AmpAB/20时，作为主波峰值的起点和终点，计算主波波峰持续时间TTB。
(b)TTP(重搏波的持续时间)：若存在明显的重搏波，计算重搏波谷值点C到重搏波峰值点D的幅值AmpCD，若AmpCD小于等于AmpAB/20，则重搏波的持续时间TTP为C、D两点间的持续时间，若AmpCD大于AmpAB/20，重搏波峰值前后各下降AmpCD/2时，作为重搏波峰值起始点，计算重搏波的持续时间TTP。
(c)Tτup(上升沿时间比值)：为一个周期内的脉搏波上升幅度达到所述脉搏主波幅度AmpAB/2处的时间与所述脉搏波达到主波峰最大值时间的比值，依据下列公式计算：
(d)Sτup(上升沿面积比值)：为一个周期内的脉搏波上升幅度达到所述脉搏主波幅度AmpAB/2处的面积与所述脉搏波达到主波峰最大值时面积的比值，可依据下列公式计算：
(e)Tτlow(下降沿时间比值)：为一个周期内的脉搏波下降幅度达到主波幅度AmpAB/2处的时间与一个完整脉搏波时间的比值，可依据下列公式计算：特别适应于不存在明显重搏波的情形；
(f)Sτlow(下降沿面积比值)：为一个周期内的脉搏波下降幅度达到主波幅度AmpAB/2处的面积与一个完整脉搏波面积的比值，可以采用下列公式计算：由于重搏波波谷相对高度反应了外周阻力的大小，重搏波的相对高度反应了动脉顺应性，顺应性是衡量血管硬化程度的指标，若存在不明显的重搏波，前述重搏波波谷相对高度、重搏波的相对高度等不能准确地获取，因此提出了Sτlow。
(g)PPPG(斜率)：当存在明显的重搏波时，为脉搏波的主波峰与所述主波峰相邻重搏峰的斜率(连线的斜率)，当不存在重搏波时，为脉搏波的主波峰与所述主波峰相邻波谷的斜率，可以通过下列公式计算：
或
图7给出了几种波形下的PPPG特性，其中(D)为正常时的脉搏波信号，(A)-(C)为异常时的脉搏波信号。
现有技术下的各脉搏波特征参数可依据现有技术计算获得。
2、血压计算模型的建立
常规情况下，心电、脉搏、血压在短时间内不会发生巨大变化，因此在计算过程中可以选取10s的数据点作为一个滑动时间窗口，步长为2s，对此窗口内所有的完整的脉搏波进行累加平均，用以避免局部波形异变导致出现异常的特征参数，带来较大的测量误差。
参见图8和图9所示，将所述时间窗口内所有完整的脉搏波以主波峰值点作为中心轴进行累计叠加，得到所述时间窗口内叠加后脉搏波，再平均叠加的次数，得到如图9所示的脉搏波。根据此时间窗口内得到的脉搏波，提取上述所述的脉搏波特征参数。
计算连续(断续)血压时，将一个时间窗口内的脉搏特征参数CalcP作为一组输入特征参数，CalcP可由现有技术下的脉搏特征参数和前述新提出的脉搏特征参数，数量可以为一个或多个。将脉搏波传导时间PWTT作为另一个输入特征参数，脉搏波传导时间PWTT可通过计算一个时间窗口内所有PWTT的平均得到，建立上述两种特征参数与血压相关的数学模型，以TTB、Sτup和PPPG作为输入的脉搏特征参数CalcP为例，建立如公式(3)所示的线性模型：
BP＝K1·PWTT+K2·TTB+K3·Sτup+K4·PPPG+K5 (3)
其中，K1、K2、K3、K4、K5均为线性回归模型的系数参数。
根据已知的参考电压(可通过精密血压测量仪器测量得到)，通过最小二乘拟合等方式，拟合出系数参数K1、K2、K3、K4、K5，从而建立血压计算模型，实现连续(断续)血压的测量。
所述数学模型的建立可用人工神经网络、非线性回归、偏最小二乘回归、信号分析或统计方法建立。
本发明的血压测量装置，在指端探头的基础上增加了血压测量，实现指端探头可连续检测血氧、血红蛋白和血压等人体参数，但人体参数不局限于血氧、血红蛋白等人体血液参数。PPG信号可以通过指端探头4采集(如图10和图11所示)，ECG信号需要左、右两个手指配合采集。
图10所示的实施例中，指端探头4的两侧增加两个电极片9、11，指端探头4的上壳6上增加电极片10。以指端探头夹在左手食指为例，测试血压时，左手拇指和中指分别接触指端探头4两侧的电极片9和电极片11，右手任意手指接触指端探头4上的电极片10，通过测量两个手指的电位差即可得到有效地心电信号，具体如图16所示。此实施方案同样适合于探头两侧不同形式、不同位置电极片的安装，以及类似方法，所有电极片大小可根据实际情况调节。
另一个实施例如图11所示，指端探头4一侧增加一个电极片9或者电极片11，在指端探头4内侧增加电极片14，电极片14可放置在探头4内侧的任何合适位置。以指端探头夹在左手食指为例，测试血压时，左手食指自然与电极片14接触，左手拇指或中指接触指端探头4一侧的电极片9或电极片11，右手任意手指接触指端探头4上的电极片10，通过测量两个手指的电位差即可得到有效地心电信号。同样适合于对指端探头内部不同位置增加的电极片及类似的方法，所有电极片大小可根据实际情况调节。
另一个实施例如图10所示，增加了一个暗扣15，测试血压时，若存在电极片14，以指端探头夹在左手食指为例，左手拇指或中指接触指端探头4一侧的电极片9或电极片11，可以通过能够调节大小的指环式电极片17套在右手任意手指上或者通过一次性粘片式18粘在手指上，或者通过其他形式的电极片与右手手指接触，导联线16可通过暗扣连接到指端探头，连接方式可多样化，不同的形式连接，得到两个手指的电位差即可得到有效地心电信号。同样，该实施例中，也适合于不同形式的电极片及类似的方法，所有电极片大小可根据实际情况调节。
在一个实施例如图10所示，增加了一个暗扣，测试血压时，若不存在电极片14，以指端探头夹在左手食指为例，左手拇指和中指分别接触指端探头4两侧的电极片9和电极片11，可通过可调节大小的指环式电极片17套在右手任意手指上或者通过一次性粘片式18粘在手指上，或者通过其他形式的电极片与右手手指接触，导联线16可通过暗扣连接到指端探头，连接方式可多样化，不同的形式连接，得到两个手指的电位差即可得到有效地心电信号。同样适合于不同形式的电极片及类似的方法，所有电极片大小可根据实际情况调节。
本发明公开的各优选和可选的技术手段，除特别说明外及一个优选或可选技术手段为另一技术手段的进一步限定外，均可以任意组合，形成若干不同的技术方案。
Claims (10)
1.一种血压计算方法，其特征在于获得同步采集的脉搏波信号和心电信号，依据脉搏波信号提取脉搏波特征参数，依据心电信号和脉搏波信号提取脉搏波传导时间，基于下列线性模型计算血压：
其中，
BP为血压；
PWTT为脉搏波传导时间；
CalcPi为第i个脉搏波特征参数，i为任意正整数；
a、bi、c为相应的系数。
2.如权利要求1所述的血压计算方法，其特征在于所述脉搏波特征参数为下列任意一种或多种：
(a)TTB：脉搏波的主波波峰持续时间，即主波峰值的起点和终点间的时间间隔，以主波峰值点前后波值各下降AmpAB/20的时刻为主波峰值的起点和终点，AmpAB为主波幅值；
(b)TTP：重搏波的持续时间，当AmpCD小于等于AmpAB/20时，为重搏波谷值点到重搏波峰值点间的时间间隔，当AmpCD大于AmpAB/20时，为重搏波的起点和终点间的时间间隔，以重搏波峰值前后波值各下降AmpCD/2的时刻为重搏波的起点和终点；
(c)Tτup：脉搏波上升阶段波值达到AmpAB/2时的时间t3与波值达到主波峰值的时间t1的比值，即
(d)Sτup：脉搏波上升阶段波值达到AmpAB/2时的波形面积与波值达到主波峰值时的波形面积的比值，即P(t)为t时刻(设定脉搏波在该周期的起点时刻t0＝0)的波值；
(e)Tτlow：脉搏波下降阶段波值降至AmpAB/2时的时间t4与一个完整脉搏波的时间tT的比值，即
(f)Sτlow：脉搏波下降阶段波值降至AmpAB/2时的波形面积与一个完整脉搏波的波形面积的比值，即
(g)PPPG：当存在明显的重搏波时，为脉搏波的主波峰与所述主波峰相邻重搏峰的斜率，当不存在明显重搏波或不存在重搏波时，为脉搏波的主波峰与主波峰相邻波谷的斜率，即其中h1为脉搏波的主波峰值，h3为主波峰的相邻重搏峰峰值或主波峰的相邻波谷谷值，t5为由主波峰值点至相邻重搏峰值点或相邻波谷点间的时间间隔。
3.如权利要求2所述的血压计算方法，其特征在于所述线性模型为：
BP＝K11·PWTT+K12·TTB+K13·Sτup+K14·PPPG+K15
或者
BP＝K21·PWTT+K22·TTB+K23·Sτlow+K24·PPPG+K25
或者
BP＝K31·PWTT+K32·TTB+K33·Tτup+K34·PPPG+K35
或者
BP＝K41·PWTT+K42·TTB+K43·Tτlow+K44·PPPG+K45
其中，Knm为第n个线性模型中的第m个系数，依据实验数据计算确定，n＝1,2,3,4，m＝1,2,3,4,5。
4.一种血压测量装置，其特征在于同步采集的脉搏波信号和心电信号，采用权利要求1-3任一项所述的血压计算方法计算并获得血压数据。
5.如权利要求4所述的血压测量装置，其特征在于包括：
传感器模块，包括用于采集脉搏波信号的光电传感器和用于采集心电信号的心电检测装置；
信号处理模块，包括预处理电路和数据处理器，所述预处理电路用于对来自光电传感器的原始脉搏波信号和来自心电检测装置的原始心电信号进行预处理，形成适应于数据处理器处理的相应的数字化脉搏波信号和数字化心电信号；所述数据处理器基于数字化脉搏波信号提取脉搏波特征参数，基于数字化心电信号和数字化脉搏波信号提取脉搏波传导时间，基于下列线性模型计算血压：
其中，
BP为血压；
PWTT为脉搏波传导时间；
CalcPi为第i个脉搏波特征参数，i为任意正整数；
a、bi、c为相应的系数；
显示模块，用于对来自单片机的显示数据进行屏幕显示。
6.如权利要求5所述的血压测量装置，其特征在于所述预处理电路包括前端信号控制器、前置放大电路、滤波电路、后置放大电路和模数转换电路，所述光电探测器的输出接入所述前端信号控制器，所述前端信号控制器在所述数据处理器的增益控制下对接入的原始脉搏波信号进行相应增益下的放大，形成前置放大后的脉搏波信号，其输出接入所述滤波电路，所述心电检测装置的输出接入所述前置放大电路，所述前置放大电路对接入的原始心电信号进行放大，形成前置放大后的心电信号，其输出接入所述滤波电路，所述滤波电路对接入的前置放大后的脉搏波信号和前置放大后的心电信号进行滤波，滤除不属于脉搏波信息和心电信息的成分，送入后置放大电路进行后置放大，后置放大后的相应信号经模数转换电路转换为相应的数字化信号，送入所述数字处理器进行处理。
7.如权利要求5所述的血压测量装置，其特征在于所述光电传感器由光发射器和光电探测器组成，所述光发射器由若干不同波长的光发射元件组成，在所述数据处理器的控制下发射所需波长的检测光束，所述光电探测器接收穿过人体和/或经人体反射的检测光束，生成相应的感应信号，即含有脉搏波信息的原始脉搏波信号，所述数据处理器依据设定的工作模式或控制参数生成光电传感器控制信号，经数模转换电路转换为相应的模拟信号后接入光发射驱动电路，所述光发射驱动电路生成相应的光发射驱动输出，接入所述光发射器，所述光发射器的相应光发射元件在相应光发射驱动输出的控制下，发射相应的检测光束。
8.如权利要求7所述的血压测量装置，其特征在于所述光发射元件为LED，相应地，所述光发射驱动电路为LED驱动电路，所述光发射驱动输出为施加在相应LED电路上的电压。
9.如权利要求7所述的血压测量装置，其特征在于所述光电传感器和所述心电检测装置采用共用探头，所述共用探头包括能够夹在手指上的指端探头本体及安装在所述指端探头本体上的心电检测用电极，所述指端探头本体为光电检测用指端探头，包括上壳和下壳，所述光电传感器的光发射器和光电探测器分别安装在所述上壳和下壳的前部的相对位置，将指端探头本体夹在手指上后，光发射器发出的探测光束穿过手指，照射在光电探测器的光电探测元件上，生成包含脉搏波信息的光电感应信号，所述心电检测装置采用单导联三电极的心电检测装置，其心电检测用电极包括第一电极、第二电极和第三电极，所述第一电极和第三电极设置在所述指端探头本体上的能够分别与两个不同手指接触的部位，所述第二电极设置在所述指端探头本体的外露部位或者不设置在所述指端探头本体上。
10.如权利要求9所述的血压测量装置，其特征在于所述第一电极、第二电极和第三电极采用下列任一方式设置：
1)所述第一电极和第三电机分别设置在所述下壳或上壳的左右两侧的外露表面上，所述第二电极设置在所述上壳外露的上表面；
2)所述第一电极设置在所述下壳或上壳的内侧能够与探头所夹手指接触的部分，所述第三电极在设置所述下壳或上壳的左侧或右侧的外露表面上，所述第二电极设置在所述上壳外露的上表面；
3)所述第一电极和第三电机分别设置在所述下壳或上壳的左右两侧的外露表面上，所述第二电极不设置在所述指端探头本体上；
4)所述第一电极设置在所述下壳或上壳的内侧能够与探头所夹手指接触的部分，所述第三电极在设置所述下壳或上壳的左侧或右侧的外露表面上，所述第二电极不设置在所述指端探头本体上。
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Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN110974172A (zh) * | 2019-12-13 | 2020-04-10 | 北京理工大学 | 一种实时生理参数的测量系统 |
| CN112870546A (zh) * | 2021-02-26 | 2021-06-01 | 佛山科学技术学院 | 一种双通道血泵的智能供血控制系统及方法 |
| CN112932429A (zh) * | 2021-02-02 | 2021-06-11 | 成都泰盟软件有限公司 | 一种连续血压测量的自动实时校准方法 |
| WO2021164347A1 (zh) * | 2020-02-21 | 2021-08-26 | 乐普（北京）医疗器械股份有限公司 | 一种对血压进行预测的方法和装置 |
| CN113397509A (zh) * | 2020-03-15 | 2021-09-17 | 英业达科技有限公司 | 动态切换血压测量模型的方法 |
| CN114145724A (zh) * | 2021-12-08 | 2022-03-08 | 四川北易信息技术有限公司 | 基于ecg和ppg多生理特征参数动态监测血压的方法 |
| CN115054211A (zh) * | 2022-06-10 | 2022-09-16 | 电子科技大学 | 动态血压与房颤同步监测装置 |
Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101785667A (zh) * | 2010-01-15 | 2010-07-28 | 北京工业大学 | 基于波形特征点分析容积脉搏波波图的方法及检测装置 |
| CN102397064A (zh) * | 2011-12-14 | 2012-04-04 | 中国航天员科研训练中心 | 连续血压测量装置 |
| CN202235360U (zh) * | 2011-08-23 | 2012-05-30 | 北京超思电子技术有限责任公司 | 测量设备 |
| CN105125205A (zh) * | 2015-09-01 | 2015-12-09 | 中国科学院电子学研究所 | 一种血压测量方法 |
| CN205359449U (zh) * | 2015-06-12 | 2016-07-06 | 丽台科技股份有限公司 | 血氧及心电量测装置 |
| CN107233087A (zh) * | 2017-04-28 | 2017-10-10 | 哈尔滨工业大学深圳研究生院 | 一种基于光电容积脉搏波特征的无创血压测量装置 |
| CN108261190A (zh) * | 2016-12-30 | 2018-07-10 | 深圳先进技术研究院 | 连续血压测量方法、装置以及设备 |
-
2019
- 2019-08-27 CN CN201910794834.7A patent/CN110477890B/zh active Active
Patent Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101785667A (zh) * | 2010-01-15 | 2010-07-28 | 北京工业大学 | 基于波形特征点分析容积脉搏波波图的方法及检测装置 |
| CN202235360U (zh) * | 2011-08-23 | 2012-05-30 | 北京超思电子技术有限责任公司 | 测量设备 |
| CN102397064A (zh) * | 2011-12-14 | 2012-04-04 | 中国航天员科研训练中心 | 连续血压测量装置 |
| CN205359449U (zh) * | 2015-06-12 | 2016-07-06 | 丽台科技股份有限公司 | 血氧及心电量测装置 |
| CN105125205A (zh) * | 2015-09-01 | 2015-12-09 | 中国科学院电子学研究所 | 一种血压测量方法 |
| CN108261190A (zh) * | 2016-12-30 | 2018-07-10 | 深圳先进技术研究院 | 连续血压测量方法、装置以及设备 |
| CN107233087A (zh) * | 2017-04-28 | 2017-10-10 | 哈尔滨工业大学深圳研究生院 | 一种基于光电容积脉搏波特征的无创血压测量装置 |
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN110974172A (zh) * | 2019-12-13 | 2020-04-10 | 北京理工大学 | 一种实时生理参数的测量系统 |
| WO2021164347A1 (zh) * | 2020-02-21 | 2021-08-26 | 乐普（北京）医疗器械股份有限公司 | 一种对血压进行预测的方法和装置 |
| CN113397509A (zh) * | 2020-03-15 | 2021-09-17 | 英业达科技有限公司 | 动态切换血压测量模型的方法 |
| CN112932429A (zh) * | 2021-02-02 | 2021-06-11 | 成都泰盟软件有限公司 | 一种连续血压测量的自动实时校准方法 |
| CN112932429B (zh) * | 2021-02-02 | 2022-08-26 | 成都泰盟软件有限公司 | 一种连续血压测量的自动实时校准方法 |
| CN112870546A (zh) * | 2021-02-26 | 2021-06-01 | 佛山科学技术学院 | 一种双通道血泵的智能供血控制系统及方法 |
| CN114145724A (zh) * | 2021-12-08 | 2022-03-08 | 四川北易信息技术有限公司 | 基于ecg和ppg多生理特征参数动态监测血压的方法 |
| CN115054211A (zh) * | 2022-06-10 | 2022-09-16 | 电子科技大学 | 动态血压与房颤同步监测装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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