CN116250814A

CN116250814A - 无创连续血压检测方法、系统、装置和存储介质

Info

Publication number: CN116250814A
Application number: CN202310116415.4A
Authority: CN
Inventors: 但果; 陈嘉乐; 张乃文; 孔维菲
Original assignee: Shenzhen University
Current assignee: Shenzhen University
Priority date: 2023-01-31
Filing date: 2023-01-31
Publication date: 2023-06-13

Abstract

本发明公开了一种无创连续血压检测方法、系统、装置和存储介质，可广泛应用于血压检测技术领域。本发明方法通过设置在目标对象的预设位置上的两队电极获取目标对象的心电信号和心阻抗信号，以降低发生运动伪影和失真的情况，然后根据心电信号计算心动周期，并根据心阻抗信号计算心阻传导时间、左心室射血前期和每博输出量，在获取目标对象的基础信息后，将基础信息、心阻传导时间、左心室射血前期和每博输出量输入血压回归模型，以计算得到实时血压值，从而可以实现个性化血压检测，提高检测准确度，接着控制显示界面以心动周期显示实时血压值，从而可以得到个性化的血压信息。

Description

无创连续血压检测方法、系统、装置和存储介质

技术领域

本发明涉及血压检测技术领域，尤其是一种无创连续血压检测方法、系统、装置和存储介质。

背景技术

相关技术中，血压是人体最基本的生命体征之一，它不仅能衡量人体心血管系统的健康状况，而且在医学诊断、心血管疾病的预防和检测等方面具有重要的作用。血压在心动周期的过程中会发生连续的变化。心脏收缩时的血压称为收缩压，此时血液从心室流向动脉血管，对血管内壁产生的压力最高，血压值会急剧升高达到峰值；心脏舒张时的血压称为舒张压，此时血压值会下降，并在舒张末期达到最低值。在临床上，医生可以通过对患者血压值的监测进行疾病诊断以及获得治疗效果的反馈；在生活中，可以通过观测血压值的变化作为患病概率的风险预测指标，及时发现与治疗从而降低心血管疾病发生的几率。因此对血压值的实时连续监测具有非常重要的意义。然而，目前的血压检测方法存在个体差异大和检测误差大，并且，检测过程使用的脉搏波信号在采集时容易出现运行伪影，低温时会出现失真情况。

发明内容

本发明旨在至少解决现有技术中存在的技术问题之一。为此，本发明提出一种无创连续血压检测方法、系统、装置和存储介质，能够降低检测误差，以及发生运动伪影和失真情况。

一方面，本发明实施例提供了一种无创连续血压检测方法，包括以下步骤：

获取目标对象的心电信号和心阻抗信号，所述心电信号和所述心阻抗信号通过两对电极采集，所述两对电极设置于所述目标对象的预设位置；

根据所述心电信号计算心动周期；

根据所述心阻抗信号计算心阻传导时间、左心室射血前期和每博输出量；

获取所述目标对象的基础信息；

将所述基础信息、所述心阻传导时间、所述左心室射血前期和所述每博输出量输入血压回归模型，得到实时血压值；

控制显示界面以所述心动周期显示所述实时血压值。

在一些实施例中，所述根据所述心电信号计算心动周期，包括：

对所述心电信号依次进行R波增强和R波决策；

根据R波决策结果确定心动周期。

在一些实施例中，所述对所述心电信号进行R波增强，包括：

对所述心电信号进行带通滤波；

对滤波结果进行差分滤波和平方滤波。

在一些实施例中，所述对所述心电信号进行R波决策，包括：

对增强后的心电信号进行滑动窗口积分；

根据预设阈值对积分结果进行检测；

对检测结果进行回溯判断。

在一些实施例中，所述根据所述心阻抗信号计算心阻传导时间，包括：

获取所述心阻抗信号的C波波峰对应的第一时间点；

获取所述心电信号的R波波峰对应的第二时间点；

根据所述第一时间点和所述第二时间点计算所述心阻传导时间。

在一些实施例中，所述根据所述心阻抗信号计算左心室射血前期，包括：

获取所述心阻抗信号的X波波峰对应的第三时间点以及B波波峰对应的第四时间点；

根据所述第三时间点和所述第四时间点计算所述左心室射血前期。

在一些实施例中，所述根据所述心阻抗信号计算每博输出量，包括：

获取所述心阻抗信号的C波波峰幅值和B波波峰幅值；

根据所述C波波峰幅值和所述B波波峰幅值计算所述心阻抗信号的微分最大值；

根据所述微分最大值计算所述每博输出量。

另一方面，本发明实施例提供了一种无创连续血压检测系统，包括：

第一模块，用于获取目标对象的心电信号和心阻抗信号，所述心电信号和所述心阻抗信号通过两对电极采集，所述两对电极设置于所述目标对象的预设位置；

第二模块，用于根据所述心电信号计算心动周期；

第三模块，用于根据所述心阻抗信号计算心阻传导时间、左心室射血前期和每博输出量；

第四模块，用于获取所述目标对象的基础信息；

第五模块，用于将所述基础信息、所述心阻传导时间、所述左心室射血前期和所述每博输出量输入血压回归模型，得到实时血压值；

第六模块，用于控制显示界面以所述心动周期显示所述实时血压值。

另一方面，本发明实施例提供了一种无创连续血压检测装置，包括：

至少一个存储器，用于存储程序；

至少一个处理器，用于加载所述程序以执行所述的无创连续血压检测方法。

另一方面，本发明实施例提供了一种存储介质，其中存储有计算机可执行的程序，所述计算机可执行的程序被处理器执行时用于实现所述的无创连续血压检测方法。

本发明实施例提供的一种无创连续血压检测方法，具有如下有益效果：

本实施例通过设置在目标对象的预设位置上的两队电极获取目标对象的心电信号和心阻抗信号，以降低发生运动伪影和失真的情况，然后根据心电信号计算心动周期，并根据心阻抗信号计算心阻传导时间、左心室射血前期和每博输出量，在获取目标对象的基础信息后，将基础信息、心阻传导时间、左心室射血前期和每博输出量输入血压回归模型，以计算得到实时血压值，从而可以实现个性化血压检测，提高检测准确度，接着控制显示界面以心动周期显示实时血压值，从而可以得到个性化的血压信息。

本发明的附加方面和优点将在下面的描述中部分给出，部分将从下面的描述中变得明显，或通过本发明的实践了解到。

附图说明

下面结合附图和实施例对本发明做进一步的说明，其中：

图1为本发明实施例一种无创连续血压检测方法的流程图；

图2为本发明实施例一种电极安装示意图；

图3为本发明实施例一种心电信号的处理流程图；

图4为本发明实施例一种心电信号和心阻抗信号的示意图；

图5为本发明实施例一种心阻抗信号的示意图；

图6为本发明实施例另一种心阻抗信号的示意图；

图7为本发明实施例一种输入界面示意图；

图8为本发明实施例一种血压回归模型的示意图；

图9为本发明实施例一种展示界面示意图。

具体实施方式

下面详细描述本发明的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，仅用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。

在本发明的描述中，需要理解的是，涉及到方位描述，例如上、下、前、后、左、右等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。

在本发明的描述中，若干的含义是一个以上，多个的含义是两个以上，大于、小于、超过等理解为不包括本数，以上、以下、以内等理解为包括本数。如果有描述到第一、第二只是用于区分技术特征为目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量或者隐含指明所指示的技术特征的先后关系。

本发明的描述中，除非另有明确的限定，设置、安装、连接等词语应做广义理解，所属技术领域技术人员可以结合技术方案的具体内容合理确定上述词语在本发明中的具体含义。

本发明的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示意性实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任何的一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。

参照图1，本发明实施例提供了一种无创连续血压检测方法，本实施例的方法可应用于云端服务、边缘服务器或者血压检测平台对应的后台处理器。

在应用过程中，本实施例的方法包括但不限于以下步骤：

步骤S110、获取目标对象的心电信号和心阻抗信号；

在本申请实施例中，如图2所示，在进行检测时，将两对电极220设置在目标对象210的预设位置，例如颈部和胸腹部位置。然后通过这两对电极220采集目标对象的心电信号和心阻抗信号。

步骤S120、根据心电信号计算心动周期；

在本申请实施例中，在获取到心电信号后，如图3所示，可以通过对心电信号依次进行R波增强和R波决策后，在根据R波决策结果确定心动周期。可以理解的是，在进行R波增强时，可以通过带通滤波、差分滤波和平方滤波进行处理。在R波决策是，可以通过对增强后的心电信号依次进行滑动窗口积分、预设阈值检测后，在对检测结果进行回溯判断，以防止R漏检，然后对R波进行定位后，记录得到心动周期。本实施例中，在得到心动周期后，可以通过公式(1)计算得到该目标对象的心率：

在公式(1)中，T_RR表示每次心动周期，HR表示心率。

步骤S130、根据心阻抗信号计算心阻传导时间、左心室射血前期和每博输出量；

在本申请实施例中，心阻抗信号是由心脏内动脉血管体积改变导致阻抗变化形成的，通过在人体表面放置两对电极，向体内输入高频低幅值的电流，从而获取心脏处于不同收缩与舒张状态时，变化的血流量和血流速度影响下的胸部电阻抗信息。通过电极可以采集到阻抗在整个心动周期的变化曲线心阻抗信号，结合心阻抗信号和心电信号的特征信息，可以计算每搏输出量、心输出量、左心室射血前期等相关血流动力学参数，该方法只需医护人员在合适的位置放置电极即可，无需医护人员的随时操作，对实验条件要求较低，并且可实现连续实时监测。

本实施例在获取到心电信号ECG和心阻抗信号ICG，将心电信号和心阻抗信号预处理后通过图4展示两者之间的关系。从图4可以确定心阻抗信号的C波波峰对应的时间点作为第一时间点，心电信号的R波波峰对应的时间点作为第二时间点。然后结合第一时间点和第二时间点，通过公式(2)计算心阻传导时间：

ITT＝t_C-t_R 公式(2)

在公式(2)中，t_C表示第一时间点、t_R表示第二时间点、ITT表示心阻传导时间。

在本实施例中，将心阻抗信号ICG展示如图5所示。从而图5中可以得到心阻抗信号的X波波峰对应的时间点作为第三时间点，以及B波波峰对应的时间点作为第四时间点，然后结合第三时间点和第四时间点，通过公式(3)计算左心室射血前期：

LVET＝t_X-t_B 公式(3)

在公式(3)中，t_X表示第三时间点，t_B表示第四时间点，LVET表示左心室射血前期。

在本实施例中，将心阻抗信号ICG展示如图6所示。从图6可以得到心阻抗信号的C波波峰幅值和B波波峰幅值，然后结合C波波峰幅值和B波波峰幅值，通过公式(4)计算心阻抗信号的微分最大值：

在公式(4)中，h_C表示C波波峰幅值，h_B表示B波波峰幅值，

表示微分最大值。

结合微分最大值，并通过公式(5)可以计算得到每博输出量：

在公式(5)中，SV表示每博输出量；ρ表示血液电阻率，单位为Ω*cm；L表示目标对象腔体上两接收电极间的距离，单位为cm；Z_o表示两接收电极间腔体内的基础阻抗值，单位为Ω。

步骤S140、获取目标对象的基础信息；

在本申请实施例中，基础信息可以包括但不限于目标对象的年龄、性别、身高和体重。可以理解的是，目标对象的基础信息可以通过图7所示的输入界面输入。在该输入界面中，还可以展示目标对象的收缩压、平均压、舒张压、心率、血压状态、心率状态、心输出量状态等信息。具体地，基础信息可以用于血压的个体化计算以及个体化的血压范围预估。

步骤S150、将基础信息、心阻传导时间、左心室射血前期和每博输出量输入血压回归模型，得到实时血压值；

在本申请实施例中，血压回归模型可以采用基于粒子群优化的广义回归神经网络PSO-GRNN。如图8所示，该模型主要分为四个部分:输入层、模式层、求和层以及输出层。相对与广义回归神经网络GRNN，PSO-GRNN具有泛化性更强，容错率和鲁棒性更高等优点。本实施例通过将获取到的信息x输入到模型，即能得到实时血压值y。

步骤S160、控制显示界面以心动周期显示实时血压值。

在本申请实施例中，在血压检测过程中，可以将检测得到的血压值以心动周期进行输出，从而在连续上得到提高，同时可以将血压值和心率进行实时展示。具体地，如图9所示，在血压开始检测之后，右上角部分实时输出计算的连续血压和心率，其中血压包括收缩压、舒张压以及平均压。左部分波形显示部分也实时展示血压波形变化，其中横坐标为检测时间，纵坐标为检测的血压数值。右下角部分为状态分析，根据通过对使用者的基础信息计算个体化的血压与心输出量区间，对血压状态、心率状态以及心输出量状态进行实时状态分析。

可以理解的是，上述方法实施例在具体实施过程中，基于生物阻抗法，心脏电活动与机械活动联系等医学原理，通过两对电极采集使用者的ECG信号与心阻抗信号，对采集信号进行预处理后得到去噪后信号，对于去噪后的ECG信号识别R波以及计算心率，对去噪后心阻抗信号进行微分计算再通过特征提取算法获得ITT以及血流动力学参数，结合使用者的基础信息(性别，年龄等)，将特征输入血压回归模型进行实时血压计算。最后，将在展示界面输出血压结果以及状态分析，旨在连续测量患者血压数值，帮助医生判断患者心血管系统状态，监测结果可观察血压趋势变化，并实现24小时的连续监测。

本实施例的信号采集使用的是PeriCare-001,由海绵基衬、电极扣、电极芯、导电胶和夹持连接器组成，将两对电极片分别贴附在颈部与胸腹部，其中电极对1-3在颈部，电极对2-4在胸腹部，进行心阻抗与心电信号采集。同时，需要在界面中分别输入使用者的基础信息，基础信息包括年龄、性别、身高和体重。

在采集得到对应的数据中，基础信息用于血压的个体化计算以及个体化的血压、心输出量和心率正常区设定。生理信息包含心阻抗信号和心电信号，其中ECG信号主要用于心动周期和心率计算，并且联合心阻抗信号计算ITT；心阻抗信号用于计算ITT以及血流动力学参数，其中ITT是血压计算的主要特征，血流动力学参数为补充特征，联合上述的参数作为输入来计算血压。

其中，对于ECG信号的处理可以使用的是Pan_Tompkins算法，该算法对ECG信号处理包括两个部分，R波增强和R波决策。首先对ECG信号进行带通频率为1-30hz的三阶巴特沃夫带通滤波，再进行差分滤波和平方滤波，对R波的形态特征进行加强。下一步是R波决策，对增强R波后的ECG信号进行窗口为10ms的滑动窗口积分，根据设置的预测进行峰值检测，最后对检测的心电信号再进行回溯判断，以防R波漏检。对R波检测后，记录心动周期TRR并对心率HR进行计算。

对于心阻抗信号的预处理主要是去除呼吸波干扰，可以采用小波去噪。通过对采集的心阻抗信号进行小波基为coif的8层小波分解后，找到含有主要呼吸干扰的小波系数进行阈值处理，再将小波系数重构得到去噪后的心阻抗信号。对于心阻抗信号特征点识别使用的是最大最小值法，在相邻两个心电R波之间筛选最大值与最小值，其中最大值为心阻抗信号的C波，最小值为心阻抗信号的X波，并且该心阻抗信号对应前一个心电R波的心动周期。获得C波与X波之后，B波采用C波高度的15％进行定位。在心阻抗信号特征点识别完成后，首先计算ITT，根据心阻抗信号C波波峰与心电R波波峰对应时间点对ITT进行计算。然后计算血流动力学参数，左心室射血前期与每搏输出量。其中左心室射血前期根据ICG信号X波波峰与ICG信号B波波峰对应时间点进行计算；心阻抗微分最大值根据ICG信号C波波峰与ICG信号幅度进行计算，获得ICG信号微分最大值后，根据改进的计算方法对每搏输出量SV进行计算。

在获得多路信息后，将获取到的信息输入PSO-GRNN模型。具体地，本实施例使用的血压回归模型是基于粒子群优化的广义回归神经网络PSO-GRNN，主要分为四个部分:输入层、模式层、求和层以及输出层。相对与广义回归神经网络GRNN，PSO-GRNN具有泛化性更强，容错率和鲁棒性更高等优点。

在得对应的血压和心率信息后，通过展示界面进行数据展示。具体地，结果展示界面在血压开始检测之后，右上角部分实时输出计算的连续血压和心率，其中血压包括收缩压、舒张压以及平均压,血压输出范围为。左部分波形显示部分也实时展示血压波形变化，其中横坐标为检测时间，纵坐标为检测的血压数值。右下角部分为状态分析，根据通过对使用者的基础信息计算个体化的血压与心输出量区间，其中小于下阈值或上阈值的状态显示为“异常”，在阈值区间里的状态显示为“正常”。

综上可知，本申请实施例的方法具有以下有益效果：

第一点、使用心阻抗信号和心电信号的连续无创血压检测方法有助于血压的长时间连续稳定测量，实现24小时连续监测与结果分析。此外，在信号采集时仅需要贴附两对电极片，使得医护操作简单，同时减轻使用者的不适感。而且本实施例的电极片采集连续性强，稳定性好，减轻了采集的运动伪影，避免了低温失真。

第二点、通过心阻抗信号和基础信息，来实现血压检测的个体化。心阻抗信号蕴含人体血流动力学信息，通过心阻抗信号计算血流动力学参数：左心室射血前期LVET，每搏输出量SV来辅助血压计算，并且结合输入的使用者基础信息(包括年龄，性别，身高，体重)，实现更加准确，个体化效果更强的无创连续血压检测。

第三点、采用在检测结果展示界面中不仅显示血压数值与信号波形，而且同时分析并展示血压、心率和心输出量的分析结果。这样的展示界面不仅检测结果清楚明了，还能根据使用者的基础信息计算合理的血压与心输出量区间，进行结果分析与展示，使得使用者的生理状态更易读取。

本发明实施例提供了一种无创连续血压检测系统，包括：

第一模块，用于获取目标对象的心电信号和心阻抗信号，其中，心电信号和所述心阻抗信号通过两对电极采集，两对电极设置于目标对象的预设位置；

第二模块，用于根据心电信号计算心动周期；

第三模块，用于根据心阻抗信号计算心阻传导时间、左心室射血前期和每博输出量；

第四模块，用于获取目标对象的基础信息；

第五模块，用于将基础信息、心阻传导时间、左心室射血前期和每博输出量输入血压回归模型，得到实时血压值；

第六模块，用于控制显示界面以心动周期显示实时血压值。

本发明方法实施例的内容均适用于本系统实施例，本系统实施例所具体实现的功能与上述方法实施例相同，并且达到的有益效果与上述方法达到的有益效果也相同。

本发明实施例提供了一种无创连续血压检测装置，包括：

至少一个存储器，用于存储程序；

至少一个处理器，用于加载所述程序以执行图1所示的无创连续血压检测方法。

本发明方法实施例的内容均适用于本装置实施例，本装置实施例所具体实现的功能与上述方法实施例相同，并且达到的有益效果与上述方法达到的有益效果也相同。

本发明实施例提供了一种存储介质，其中存储有计算机可执行的程序，所述计算机可执行的程序被处理器执行时用于实现图1所示的无创连续血压检测方法。

本发明方法实施例的内容均适用于本存储介质实施例，本存储介质实施例所具体实现的功能与上述方法实施例相同，并且达到的有益效果与上述方法达到的有益效果也相同。

本发明实施例还提供了一种计算机程序产品或计算机程序，该计算机程序产品或计算机程序包括计算机指令，该计算机指令存储在计算机可读存介质中。计算机设备的处理器可以从计算机可读存储介质读取该计算机指令，处理器执行该计算机指令，使得该计算机设备执行图1所示的无创连续血压检测方法。

上面结合附图对本发明实施例作了详细说明，但是本发明不限于上述实施例，在所属技术领域普通技术人员所具备的知识范围内，还可以在不脱离本发明宗旨的前提下作出各种变化。此外，在不冲突的情况下，本发明的实施例及实施例中的特征可以相互组合。

Claims

1.一种无创连续血压检测方法，其特征在于，包括以下步骤：

根据所述心电信号计算心动周期；

获取所述目标对象的基础信息；

控制显示界面以所述心动周期显示所述实时血压值。

2.根据权利要求1所述的一种无创连续血压检测方法，其特征在于，所述根据所述心电信号计算心动周期，包括：

对所述心电信号依次进行R波增强和R波决策；

根据R波决策结果确定心动周期。

3.根据权利要求2所述的一种无创连续血压检测方法，其特征在于，所述对所述心电信号进行R波增强，包括：

对所述心电信号进行带通滤波；

对滤波结果进行差分滤波和平方滤波。

4.根据权利要求2所述的一种无创连续血压检测方法，其特征在于，所述对所述心电信号进行R波决策，包括：

对增强后的心电信号进行滑动窗口积分；

根据预设阈值对积分结果进行检测；

对检测结果进行回溯判断。

5.根据权利要求1所述的一种无创连续血压检测方法，其特征在于，所述根据所述心阻抗信号计算心阻传导时间，包括：

获取所述心阻抗信号的C波波峰对应的第一时间点；

获取所述心电信号的R波波峰对应的第二时间点；

6.根据权利要求1所述的一种无创连续血压检测方法，其特征在于，所述根据所述心阻抗信号计算左心室射血前期，包括：

7.根据权利要求1所述的一种无创连续血压检测方法，其特征在于，所述根据所述心阻抗信号计算每博输出量，包括：

获取所述心阻抗信号的C波波峰幅值和B波波峰幅值；

根据所述微分最大值计算所述每博输出量。

8.一种无创连续血压检测系统，其特征在于，包括：

第二模块，用于根据所述心电信号计算心动周期；

第四模块，用于获取所述目标对象的基础信息；

9.一种无创连续血压检测装置，其特征在于，包括：

至少一个存储器，用于存储程序；

至少一个处理器，用于加载所述程序以执行如权利要求1-7任一项所述的无创连续血压检测方法。

10.一种存储介质，其特征在于，其中存储有计算机可执行的程序，所述计算机可执行的程序被处理器执行时用于实现如权利要求1-7任一项所述的无创连续血压检测方法。