CN117426761A - 一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法、装置及设备 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及医疗器械技术领域，公开了一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法、装置及设备，方法包括：连续采集加压过程中脉搏振荡信号，并记录波峰信号的时间和幅值，直至加压结束；将波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，通过聚类算法查找脉率数据的聚集中心及计算其离散度，据此判断是否存在心率失常并计算最优脉率；根据最优脉率计算最优泄压速度，持续获取当前泄压速度作为输入值，最优泄压速度作为目标值，通过PID控制电子泄压阀，使泄压速度达到最优泄压速度。本发明提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，根据测量者的脉率和是否存在心率失常控制电子血压计的泄压速度，在保证测量准确性和缩短测量时间之间取得平衡。
Description
技术领域
本发明涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法、装置及设备。
背景技术
目前大部分电子血压计产品使用固定的机械式泄压阀来实现血压测量降压阶段的慢速泄压功能，泄压速度在出厂时被设定不可调整；极少部分电子血压计使用电子式泄压阀，通过软件控制调节泄压速度基本达到恒定速度泄压，但鲜少见到实现自适应泄压速度的血压计。
机械式泄压阀具有成本低、使用简单、可靠性高的优点，但缺点也非常明显：（1）对于同一测量者，机械式泄压阀要实现在高压和低压时保持相近的泄压速度是非常困难的，往往存在高压区漏速快低压区漏速慢的问题；（2）由于结构固定，对于同样的袖带气压，在袖带内气体容积不同时泄压速度也不相同，导致不同臂围的测量者使用时泄压速度可能相差巨大，大臂围的测量者使用时漏速慢，小臂围的测量者使用时漏速快。电子泄压阀成本较机械式泄压阀高，需要软件控制，当软件控制不当时可能会对测量造成严重干扰，存在一定的使用难度因此使用的厂家也非常少。电子泄压阀的优点同样十分显著，由于漏速可在一定范围调节，因此在测量降压过程中可以不断的调节阀体的开度从而保证在高压区和低压区几乎一致的泄压速度。现有技术无法根据测量者的脉搏速率和是否存在心律不齐来调整泄压速度，测量精度和测量速度无法平衡。
发明内容
有鉴于此，本发明提供了一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法、装置及设备，以解决无法根据测量者的脉搏速率和是否存在心律不齐来调整泄压速度，测量准确性和测量速度无法平衡的问题。
第一方面，本发明提供了一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法，电子血压计包括：袖带、安装在袖带上的压力传感器和电子泄压阀，方法包括：
以预设加压速度对袖带进行加压，连续采集加压过程中脉搏振荡信号，并记录脉搏振荡信号中波峰信号的时间和幅值，直至加压结束；
将波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，通过聚类算法查找脉率数据的聚集中心及计算其离散度，据此判断是否存在心率失常并计算最优脉率；
根据最优脉率计算最优泄压速度，持续获取当前泄压速度作为输入值，最优泄压速度作为目标值，通过PID算法控制电子泄压阀的开度，以使泄压速度达到最优泄压速度。
本发明提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，根据测量者的脉率和是否存在心率失常控制电子血压计的泄压速度，当测量者存在心率失常时以预设最小泄压速度进行泄压，否则根据测量者的脉率自适应确定泄压速度，脉率高时泄压速度加快，脉率低时泄压速度减小，在保证测量准确性和缩短测量时间之间取得平衡。
在一种可选的实施方式中，以预设加压速度对袖带进行加压包括：
通过压力传感器按预设第一时间间隔采集袖带压力信号作为加压过程的第一原始压力数据；
对加压过程的第一原始压力数据进行滤波，得到滤波后的第一压力数据；
根据第一压力数据和预设第一时间间隔计算当前加压速度；
计算当前加压速度与预设加压速度的差值，并与预设加压阈值进行比较，根据比较结果调整当前加压速度。
本发明提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，在加压过程中，通过压力传感器采集袖带压力信号，进一步计算加压速度，通过调整加压气泵控制加压速度，达到在加压过程中检测到足够的脉搏波信号同时又满足快速升压的目标。
在一种可选的实施方式中，采集加压过程中脉搏振荡信号包括：
通过压力传感器采集袖带压力信号；
对袖带压力信号进行滤波排除异常脉搏波信号，得到有效的脉搏振荡信号。
本发明提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，通过采集加压过程中袖带压力信号，并对其进行滤波，去除异常脉搏波信号，使检测结果更加准确。
在一种可选的实施方式中，加压结束的判断方法包括：
对记录的所有波峰信号的幅值进行包络平滑拟合；
根据拟合结果判断当前波峰是否处于拟合包络曲线的下降段；
若处于下降段，再判断当前波峰幅值与拟合包络曲线的峰值之比是否小于预设比例阈值和当前波峰幅值是否小于预设加压结束的脉搏幅度阈值；
当当前波峰幅值与拟合包络曲线的峰值之比小于预设比例阈值和当前波峰幅值小于预设加压结束的脉搏幅度阈值时，加压结束。
本发明提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，脉搏波峰的强度变化过程为：由小到大，再由大到小，判断停止加压的依据是脉搏变化处于由大变小的过程，且脉搏绝对值小于一定的幅度，该判断方法可以准确控制停止加压，保证袖带压力的同时，避免袖带压力过大给测量者造成不适。
在一种可选的实施方式中，判断是否存在心率失常并计算最优脉率的步骤包括：
通过聚类算法对脉率数据进行分簇和求簇心，得到多个簇及对应的簇心；
每两个簇之间计算两个簇心的差值，若差值小于预设差值，将簇合并，直至计算完所有簇，簇成员最多的簇作为最终的脉率集合，对应的簇心作为最优脉率；
若只存在一个簇，则不存在心律失常；
若存在多个簇，则比较每个簇的簇成员个数，最多成员的簇中成员个数与脉率数据总个数的比值小于预设比例时，则存在心律失常。
本发明提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，通过聚类算法判断测量者是否存在心律失常，并计算最优脉率，方法简单易懂，计算速度快，能够准确判断是否存在心律失常的情况，并快速计算最优脉率。
在一种可选的实施方式中，根据最优脉率计算最优泄压速度包括：
当存在心率失常时，将泄压速度设置为预设最小泄压速度；
当不存在心率失常时，根据最优脉率计算最优泄压速度，最优泄压速度大于等于预设最小泄压速度，且小于等于预设最大泄压速度。
本发明提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，当存在心律失常时，将电子血压计的泄压速度设为最小泄压速度，这样可以避免心律不齐导致的测量不准确，若不存在心率失常，则根据最优脉率计算最优泄压速度，使泄压速度与最优脉率相适应，提高测量的准确性。
在一种可选的实施方式中，持续获取当前泄压速度包括：
通过压力传感器按照预设第二时间间隔获取泄压过程的第二原始压力数据；
对泄压过程的第二原始压力数据进行卡尔曼滤波，得到滤波后的第二压力数据；
根据第二压力数据和预设第二时间间隔计算当前泄压速度。
本发明提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，采用卡尔曼滤波法处理获取到的泄压过程中的第二原始压力数据，使第二压力数据更加准确，计算得到的当前泄压速度也更加准确。
第二方面，本发明提供了一种电子血压计自适应泄压速度的控制装置，装置包括：
信号采集模块，用于以预设加压速度对袖带进行加压，连续采集加压过程中脉搏振荡信号，并记录脉搏振荡信号中波峰信号的时间和幅值，直至加压结束；
脉率计算模块，用于将波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，通过聚类算法查找脉率数据的聚集中心及计算其离散度，据此判断是否存在心率失常并计算最优脉率；
泄压速度控制模块，用于根据最优脉率计算最优泄压速度，持续获取当前泄压速度作为输入值，最优泄压速度作为目标值，通过PID算法控制电子泄压阀的开度，以使泄压速度达到最优泄压速度。
第三方面，本发明提供了一种计算机设备，包括：存储器和处理器，存储器和处理器之间互相通信连接，存储器中存储有计算机指令，处理器通过执行计算机指令，从而执行上述第一方面或其对应的任一实施方式的电子血压计自适应泄压速度的控制方法。
第四方面，本发明提供了一种计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质上存储有计算机指令，计算机指令用于使计算机执行上述第一方面或其对应的任一实施方式的电子血压计自适应泄压速度的控制方法。
附图说明
为了更清楚地说明本发明具体实施方式或现有技术中的技术方案，下面将对具体实施方式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，下面描述中的附图是本发明的一些实施方式，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，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1是根据本发明实施例的电子血压计自适应泄压速度的控制方法的流程图示意图；
图2是根据本发明实施例的另一电子血压计自适应泄压速度的控制方法的流程图示意图；
图3是根据本发明实施例的又一电子血压计自适应泄压速度的控制方法的流程图示意图；
图4是根据本发明实施例的电子血压计自适应泄压速度的控制方法中提取出振荡脉搏曲线的示意图；
图5是根据本发明实施例的再一电子血压计自适应泄压速度的控制方法的流程示意图；
图6是根据本发明实施例的再一电子血压计自适应泄压速度的控制方法的脉率数据聚类分析效果图；
图7是根据本发明实施例的再一电子血压计自适应泄压速度的控制方法的流程示意图；
图8是根据本发明实施例的利用卡尔曼滤波器对泄压阶段的压力曲线进行滤波的性能效果图；
图9是根据本发明实施例的由原始压力曲线直接计算的泄压速度和使用卡尔曼滤波后的压力曲线计算的泄压速度对比图；
图10是根据本发明实施例的电子血压计自适应泄压速度的控制装置的结构框图；
图11是本发明实施例的计算机设备的硬件结构示意图。
具体实施方式
为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
在电子血压计中，降压式测量方法因与传统水银听诊法测量过程一致，且相较于升压式测量方法信号干扰更小，成为主流的测量方法。对于降压式电子血压计，不论是基于示波法原理还是柯氏音听诊原理，血压测量过程都分为升压阶段和降压阶段两步骤，先使用气泵对绑定于测量者上肢的充气袖带进行快速充气，使袖带气压上升至测量者收缩压以上约30mmhg，再使用慢速泄压阀来给充气袖带缓慢匀速泄压，在缓慢泄压过程中检测脉搏振荡波或者柯氏音信号以测量收缩压和舒张压。
实验表明，血压测量降压阶段的泄压速度对于血压测量准确度会产生直接的影响。a.对于听诊法血压计，收缩压和舒张压由降压过程中听到的第一声柯氏音和第4相或者第5相柯氏音对应的压力值确定，在不考虑其他因素的条件下听诊的误差值最大为两次脉搏间的压力差，而两次脉搏间的压力差与泄压速度正相关。在《YY0670-2008 无创自动测量血压计》文件中附录B第4节例举了袖带放气过快对听诊测量的影响，袖带泄压速度加快可能增大听诊结果误差，该文件还给出了听诊测量推荐的袖带泄压速度为3mmHg/s或者3mmHg/心跳。b.对于示波法血压计，收缩压和舒张压由降压过程中检测到的脉搏振荡压力信号提取出的振荡幅度包络曲线与压力坐标得到，泄压速度会直接影响包络曲线的点间间隔从而影响脉搏振荡包络曲线的误差，最终影响收缩压和舒张压的取值结果。比较不同泄压速度下得到的脉搏包络曲线显示较大的泄压速度下检测到的包络曲线峰值可能偏小，以示波法通常使用的幅度系数法取收缩压和舒张压将导致收缩压结果偏高，舒张压结果偏低。由上述内容可知，从信号检测与处理方面来说，理论上泄压速度越快导致检测的信号误差将越大，最终增大血压测量结果的误差。另一方面，在人体临床测量中对部分心律不齐的患者要求必须以较慢的泄压速度进行测量。这是由于心率不齐特别是房颤患者的脉搏跳动存在不规律性，脉搏的时间间隔变化较大。当使用听诊法进行测量时，可能存在“听诊裂隙”(当袖带压力位于收缩压和舒张压之间时，柯氏音可能会突然消失后又再次出现)，“听诊裂隙”多发生于紧邻收缩压的压力区间，当泄压速度过快时可能会错过“听诊裂隙”前的柯氏音而导致收缩压结果偏低，而当“听诊裂隙”发生于紧邻舒张压的压力区间时泄压速度过快又可能导致舒张压结果偏高。使用示波法进行测量时，心率不齐可导致脉搏波信号包络不规则，泄压速度越快检测到的脉搏数量越少得到的包络曲线误差也会增大。但是泄压速度也不是越慢越好，如果泄压速度过慢将使整个血压测量时间过长，袖带压力长时间压迫可能引起测量者肢体和心理上的不适感，进而可能引起测量者的血压发生变化。
本发明实施例提供了一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法，通过判断测量者是否存在心律不齐及测量者脉率控制泄压速度以达到平衡测量准确性和缩短测量时间的效果。
根据本发明实施例，提供了一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法实施例，需要说明的是，在附图的流程图示出的步骤可以在诸如一组计算机可执行指令的计算机系统中执行，并且，虽然在流程图中示出了逻辑顺序，但是在某些情况下，可以以不同于此处的顺序执行所示出或描述的步骤。
在本实施例中提供了一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法，可用于上述的计算机设备，电子血压计包括：袖带、安装在袖带上的压力传感器和电子泄压阀，图1是根据本发明实施例的电子血压计自适应泄压速度的控制方法的流程图，如图1所示，该流程包括如下步骤：
步骤S101，以预设加压速度对袖带进行加压，连续采集加压过程中脉搏振荡信号，并记录脉搏振荡信号中波峰信号的时间和幅值，直至加压结束。
示例性地，测量开始后，软件控制电子血压计的充气气泵以相对稳定的加压速度对袖带进行均匀快速加压，在加压过程中，系统主控芯片持续定时采样压力传感器的信号数据，并使用软件带通滤波器对传感器数据进行滤波，从而分离出叠加于传感器信号数据之中的脉搏振荡信号。对滤波后输出信号进行脉搏波信号识别，找出每次脉搏波波峰位置，依次记录每个脉搏波波峰信号的时间和幅度，重复此步骤，直至加压过程结束。
步骤S102，将波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，通过聚类算法查找脉率数据的聚集中心及计算其离散度，据此判断是否存在心率失常并计算最优脉率。
示例性地，加压过程结束后，立即对步骤S101中记录的脉搏波峰信号的时间和幅值进行数据处理，具体包括将波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，然后使用心率阈值和标准差的方法来排除那些明显离散的脉率数据，再通过聚类算法来查找脉率数据的聚集中心与离散度以判断是否存在心率失常，并选择聚类后误差平方和最小以及个数最多类别簇的脉率数据来计算当前测量者的最优脉率。
步骤S103，根据最优脉率计算最优泄压速度，持续获取当前泄压速度作为输入值，最优泄压速度作为目标值，通过PID算法控制电子泄压阀的开度，以使泄压速度达到最优泄压速度。
示例性地，根据是否存在心率失常和最优脉率确定当前测量者在泄压阶段的最优泄压速度，在泄压阶段，系统主控芯片持续获取压力传感器信号数据，并计算泄压速度，以最优泄压速度作为目标值，以当前泄压速度作为输入值，采用PID控制算法不断调节电子泄压阀的开度，实现整个泄压过程中按照最优泄压速度匀速泄压，直到泄压阶段测量完成。
本实施例提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，根据测量者的脉率和是否存在心率失常控制电子血压计的泄压速度，当测量者存在心率失常时以预设最小泄压速度进行泄压，否则根据测量者的脉率自适应确定泄压速度，脉率高时泄压速度加快，脉率低时泄压速度减小，在保证测量准确性和缩短测量时间之间取得平衡。
在本实施例中提供了一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法，可用于上述的计算机设备，图2是根据本实施例的电子血压计自适应泄压速度的控制方法的流程图，如图2所示，该流程包括如下步骤：
步骤S201，以预设加压速度对袖带进行加压，连续采集加压过程中脉搏振荡信号，并记录脉搏振荡信号中波峰信号的时间和幅值，直至加压结束。
具体地，上述步骤S201包括：
步骤S2011，通过压力传感器按预设第一时间间隔采集袖带压力信号作为加压过程的第一原始压力数据。
示例性地，测量开始后，软件启动充气气泵快速给袖带充气，系统主控芯片以预设采样频率SR对压力传感器进行采样，获取的压力数据，记为Do，从Do中按预设第一时间间隔T1抽取得到原始压力数据Dp1。
步骤S2012，对加压过程的第一原始压力数据进行滤波，得到滤波后的第一压力数据。
对Dp1进行一阶低通平滑以减小原始压力数据中的脉搏波干扰，滤波方法仅以一阶低通平滑滤波作为举例，但不以此为限。滤波后输出数据记为Dp2。一阶低通算法的表达式为：
上式中，Y(n-1)为上一次的滤波输出值，X(n)当前的滤波输入值，Y(n)为当前的滤波输出值，k为滤波系数，k的取值范围为0~1，值越大滤波效果越强。
步骤S2013，根据第一压力数据和预设第一时间间隔计算当前加压速度。
示例性地，通过用本次的Dp2数据减去上一次的Dp2数据得到预设时间间隔T1内连续抽取的两次压力之差，再用两次压力之差除以时间间隔T1计算出当前的升压速度，记为Sp，计算表达式：
Sp(n) = (Dp2(n) - Dp2(n-1))/T1
Sp的单位为mmHg/s。
步骤S2014，计算当前加压速度与预设加压速度的差值，并与预设加压阈值进行比较，根据比较结果调整当前加压速度。
示例性地，为了在升压阶段检测到足够的脉搏波信号同时又满足快速升压的目标，根据可测人体心率范围在50次/分钟-180次/分钟之间，加压过程中主要检测脉搏波的时间和峰值信息，不需要精确的检测整个脉搏波包络，所以将加压速度控制在预设范围内即可，足以实现前述目标。将步骤S2013中计算得到的当前加压速度值Sp与预设范围进行比较，当Sp小于预设范围最小值时，增大充气气泵的输出驱动值，当Sp大于预设范围最大值时，减小充气气泵的输出驱动值，进而调整当前加压速度。
本实施例提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，在加压过程中，通过压力传感器采集袖带压力信号，进一步计算加压速度，通过调整加压气泵控制加压速度，达到在加压过程中检测到足够的脉搏波信号同时又满足快速升压的目标。
步骤S202，将波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，通过聚类算法查找脉率数据的聚集中心及计算其离散度，据此判断是否存在心率失常并计算最优脉率。详细请参见图1所示实施例的步骤S102，在此不再赘述。
步骤S203，根据最优脉率计算最优泄压速度，持续获取当前泄压速度作为输入值，最优泄压速度作为目标值，通过PID算法控制电子泄压阀的开度，以使泄压速度达到最优泄压速度。详细请参见图1所示实施例的步骤S103，在此不再赘述。
在本实施例中提供了一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法，可用于上述的计算机设备，图3是根据本发明实施例的电子血压计自适应泄压速度的控制方法的流程图，如图3所示，该流程包括如下步骤：
步骤S301，以预设加压速度对袖带进行加压，连续采集加压过程中脉搏振荡信号，并记录脉搏振荡信号中波峰信号的时间和幅值，直至加压结束。
具体地，上述步骤S301包括：
步骤S3011，通过压力传感器采集袖带压力信号。
步骤S3012，对袖带压力信号进行滤波排除异常脉搏波信号，得到有效的脉搏振荡信号。
示例性地，对原始压力数据Do进行软件带通滤波，提取出振荡脉搏曲线，如图4所示，此处的软件带通滤波优选使用二阶IIR滤波器，但不以此为限，能够实现相同功能的滤波方式均可。二阶IIR滤波器的数学表达式为：
式中A和B为滤波器的参数，X与Y分别为连续5次的输入数据和输出数据，滤波输出数据记为Ds1。
使用滑动窗口法来检测Ds1数据中的疑似局部脉搏波波峰信号，窗口的长度记为WL，WL的值根据设定的可测心率范围和人体脉搏波时长来确定。滑动窗口法是对输入数据设置一个固定的窗口长度，按照先进先出的原则，每次更新小部分新输入数据到窗口中，移除相同数量的旧数据。
当前窗口内的数据记为Dw1，检测当前窗口中疑似局部脉搏波波峰信号并移除：对当前窗口内的数据Dw1进行最大值查找，如果最大值的位置处于窗口的中间附近时可确定找到了一个局部波峰，如果此局部波峰的幅度大于设定的脉搏波波峰阈值，则认为此波峰信号为疑似脉搏波波峰并排除。对窗口内的数据Dw1进行差分计算对应的波峰信号斜率，差分输出数据记为Dd1，如果差分后的信号波峰幅度小于设定的幅度阈值则认为此疑似脉搏波信号不是有效的脉搏波，否则认定为有效的脉搏波，记录当前窗口的时间点与波峰幅值。
本发明提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，通过采集加压过程中袖带压力信号，并对其进行滤波，去除异常脉搏波信号，使检测结果更加准确。
步骤S3013，对记录的所有波峰信号的幅值进行包络平滑拟合。
示例性地，以步骤S3012中记录的波峰幅值数据进行充气停止条件判断，对记录的所有波峰幅值数据进行包络平滑拟合，拟合方法为分段多项式拟合。
步骤S3014，根据拟合结果判断当前波峰是否处于拟合包络曲线的下降段。
步骤S3015，若处于下降段，再判断当前波峰幅值与拟合包络曲线的峰值之比是否小于预设比例阈值和当前波峰幅值是否小于预设加压结束的脉搏幅度阈值。
步骤S3016，当当前波峰幅值与拟合包络曲线的峰值之比小于预设比例阈值和当前波峰幅值小于预设加压结束的脉搏幅度阈值时，加压结束。
示例性地，脉搏波峰的强度变化过程为：由小到大，再由大到小，袖带压力持续增加的过程中，脉搏强度会逐渐减弱，减弱到一定程度时说明袖带压力已经大于测量者收缩压以上，判断停止加压的依据是脉搏变化处于由大变小的过程，也就是示波法原理中脉搏波峰幅值由大变小过程中，当前波峰幅值与最大波峰幅值的比例在设定比例范围内，且波峰幅值必须减小到设定幅值范围内。该判断方法可以准确控制何时停止加压，保证袖带压力的同时，避免袖带压力过大给测量者造成不适。
上述检测脉搏波的具体软件实现方法如下:
a.设待处理的数据为数组Ds1，总长度为M个数据点，滑动数据窗口长度为WL，窗口数据更新长度为N(N<WL/2)。选择Ds1最开始的WL个数据做为此初始数据窗口，然后每次将数据窗口中的最早N个数据移出窗口，并依次从Ds1选取N个新数据放入数据窗口中，当前数据窗口中的数据记为Dw1。
b.查找当前数据窗口Dw1的最大值max并记录最大值的序号maxid。
c.判断最大值序号maxid是否处于数组Dw1的中间附近位置(即maxid大于(WL-N)/2且小于(WL+N)/2)，如果是则继续下一步，否则返回。
d.判断最大值max是否大于设定的阈值T。如果是则继续下一步，否则返回。
e.对当前数据窗口Dw1进行差分计算，差分输出数据记为Dd1，则Dd1(n-d) = Dw1(n) -Dw1(n-d)，式中d为差分距离，本发明中优选值为3~5。
f.对数组Dd1查找最大值，此最大值记为max2，如果max2大于设定的斜率阈值T2，则认为当前数据窗口内Dw1为有效脉搏波波峰，否则返回。
g.记录当前数据窗口Dw1位于Ds1中的位置(即时间)和步骤b中的max值，将时间信息存入数组ARRY_T中，并将波峰幅值max存入数组ARRY_P中。
l.将数据窗口中的最早N个数据移出窗口，并依次从Ds1选取N个新数据放入数据窗口Dw1中，重复步骤b到步骤l，直到数组Dw1的位置移动到原始数据Ds1的末尾。
步骤S302，将波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，通过聚类算法查找脉率数据的聚集中心及计算其离散度，据此判断是否存在心率失常并计算最优脉率。详细请参见图1所示实施例的步骤S102，在此不再赘述。
步骤S303，根据最优脉率计算最优泄压速度，持续获取当前泄压速度作为输入值，最优泄压速度作为目标值，通过PID算法控制电子泄压阀的开度，以使泄压速度达到最优泄压速度。详细请参见图1所示实施例的步骤S103，在此不再赘述。
在本实施例中提供了一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法，可用于上述的计算机设备，图5是根据本发明实施例的电子血压计自适应泄压速度的控制方法的流程图，如图5所示，该流程包括如下步骤：
步骤S401，以预设加压速度对袖带进行加压，连续采集加压过程中脉搏振荡信号，并记录脉搏振荡信号中波峰信号的时间和幅值，直至加压结束。详细请参见图3所示实施例的步骤S301，在此不再赘述。
步骤S402，将波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，通过聚类算法查找脉率数据的聚集中心及计算其离散度，据此判断是否存在心率失常并计算最优脉率。
示例性地，将步骤S401中记录的所有脉搏波峰时间数据存入数组ARRY_T，将ARRY_T中的数据依次相减得到脉搏波时间间隔，按照公式：R=60×SR/(时间间隔)，将脉搏波峰时间数据转换为脉率数据，记为ARRY_R，ARRY_R的长度为数组ARRY_T的长度减1。
对ARRY_R中的脉率数据进行异常剔除，以减少可能存在的将加压过程中的干扰信号识别为脉搏波的情况，具体剔除过程为：将ARRY_R中超出最大心率范围50~180的数据剔除，然后对剩余的ARRY_R中的数据求均值，将偏离均值超过1.5倍标准差的数据再次去除，最终剩余的心率数据记为ARRY_R2。
具体地，上述步骤S402包括：
步骤S4021：通过聚类算法对脉率数据进行分簇和求簇心，得到多个簇及对应的簇心。
对ARRY_R2数组使用聚类算法进行分组(簇)，如图6所示，为脉率数据聚类分析效果图，聚类分析将相似的数据点归为同一簇，将最集中的数据区分开来并求出数据集中的中心值，图6中的质心即为计算后簇1和簇2的中心值，从而确定与当前测量者真实脉率更符合的结果。本发明实施例中采用二分K-means聚类算法，详细步骤如下：
a.设待处理的数据为数组D，总长度为M点；
b.将数组D看成一个簇；
c.在给定的簇上进行K-Means聚类(K=2)，计算将该簇一分为二之后的误差平方和SSE；
d.选择使得误差SSE最小的那个簇进行划分操作；
e.重复c-d步骤，直到达到用户指定的簇数目K为止；
f.选择点数最多的簇作为最优脉率集合；
g.对脉率集合求取平均值作为最优脉率HR。
步骤4022：每两个簇之间计算两个簇心的差值，若差值小于预设差值，将簇合并，直至计算完所有簇，簇成员最多的簇作为最终的脉率集合，对应的簇心作为最优脉率。
示例性地，对步骤S4021中聚类结果进行簇合并判断，若两个簇的簇心差值小于5%（仅作为举例，但不以此为限），则认为两个簇相近，将簇合并，如果簇合并则代表所有数据都很集中，最终选择以簇成员更多的簇作为最终的脉率集合，并以该簇的簇心作为最终脉率HR。
步骤S4023：若只存在一个簇，则不存在心律失常。
步骤S4024：若存在多个簇，则比较每个簇的簇成员个数，最多成员的簇中成员个数与脉率数据总个数的比值小于预设比例时，则存在心律失常。
示例性地，对步骤S4022中聚类结果进行离群度计算，以判断当前测量者是否存在心律失常特征。具体判断方法为，如果只存在1个簇，则判定不存在心律失常，如果大于1个簇，则计算簇成员更多的簇成员数与ARRY_R2数据总成员数的比值，当比值小于预设比例时则判断此测量者存在心律失常。
步骤S4025：当存在心率失常时，将泄压速度设置为预设最小泄压速度。
步骤S4026：当不存在心率失常时，根据最优脉率计算最优泄压速度，最优泄压速度大于等于预设最小泄压速度，且小于等于预设最大泄压速度。
示例性地，综合人体临床测量要求和电子泄压阀的受控区间，设定泄压速度的最大范围。当不存在心律失常时，根据最优脉率计算泄压速度，计算公式为：，式中，V1为计算得到的最优泄压速度，x的单位为mmhg/心跳，表示以脉率为单位的最优泄压速度（由于不存在心律失常时，以脉率为单位的最优泄压速度是一个定值，但是每个人的脉率是有差异的，所以利用x将最优脉率转换为电子泄压阀的绝对最优泄压速度V1，V1的单位为mmhg/s）。
本发明提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，当存在心律失常时，将电子血压计的泄压速度设为最小泄压速度，这样可以避免心律不齐导致的测量不准确，若不存在心率失常，则根据最优脉率计算最优泄压速度，使泄压速度与最优脉率相适应，提高测量的准确性。
步骤S403，根据最优脉率计算最优泄压速度，持续获取当前泄压速度作为输入值，最优泄压速度作为目标值，通过PID算法控制电子泄压阀的开度，以使泄压速度达到最优泄压速度。
在本实施例中提供了一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法，可用于上述的计算机设备，图7是根据本发明实施例的电子血压计自适应泄压速度的控制方法的流程图，如图7所示，该流程包括如下步骤：
步骤S501，以预设加压速度对袖带进行加压，连续采集加压过程中脉搏振荡信号，并记录脉搏振荡信号中波峰信号的时间和幅值，直至加压结束。详细请参见图3所示实施例的步骤S301，在此不再赘述。
步骤S502，将波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，通过聚类算法查找脉率数据的聚集中心及计算其离散度，据此判断是否存在心率失常并计算最优脉率。详细请参见图5所示实施例的步骤S402，在此不再赘述。
步骤S503，根据最优脉率计算最优泄压速度，持续获取当前泄压速度作为输入值，最优泄压速度作为目标值，通过PID算法控制电子泄压阀的开度，以使泄压速度达到最优泄压速度。
具体地，上述步骤S503包括：
步骤S5031：通过压力传感器按照预设第二时间间隔获取泄压过程的第二原始压力数据。
步骤S5032：对泄压过程的第二原始压力数据进行卡尔曼滤波，得到滤波后的第二压力数据。
示例性地，由于在降压过程中需要准确的检测脉搏波信号用于计算血压结果，所以电子泄压阀的控制必须平稳，且要求泄压速度保持基本恒定。精准控制泄压速度的前提是先得到平稳且准确的压力变化值，但是在血压测量过程中，袖带压力包含了动脉振荡的信号，如果直接对原始的压力数据进行速度计算，计算的结果必然存在很大的波动，因此必须首先对原始的传感器压力数据进行平滑滤波最大化衰减脉搏振荡的影响。本发明实施例选择了卡尔曼滤波算法来对原始压力进行滤波，卡尔曼滤波算法是一种时域的滤波算法，相比较与传统的频率滤波器而言几乎没有信号延时，对于实时控制非常有优势，而且卡尔曼滤波算法可以将系统的上次控制输出量作为输入使滤波结果更符合真实值。
卡尔曼滤波最主要的工作就是建立适当的数学的模型，建模的准确性将直接影响滤波效果。在此控制系统中应用了卡尔曼滤波的5个固定公式，具体实现方法如下：
构建包含2向量的模型，2个向量分别为压力变化速度和当前压力值，模型建立过程为卡尔曼滤波建模的常用技术，在此不再赘述。模型建立好以后，按照采样周期定时抽样传感器压力数据作为测量观测输入数据，将上次系统的控制输出值作为控制量，通过卡尔曼滤波的5个固定公式进行运算，得到滤波器的输出值。利用卡尔曼滤波器对泄压阶段的压力曲线进行滤波的性能效果见附图8所示，由原始压力曲线直接计算的泄压速度和使用卡尔曼滤波后的压力曲线计算的泄压速度对比图如附图9所示。
步骤S5033：根据第二压力数据和预设第二时间间隔计算当前泄压速度。
示例性地，利用滤波器的输出值计算压力变化速度，当前实际的压力变化速度表达式为：V2 = (xha(n) - xha(n-1))/delta_t，其中，V2表示压力变化速度，也就是当前泄压速度，xha(n)表示第n个采样周期滤波器的输出值，delta_t为滤波器的采样周期。
本发明提供的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，采用卡尔曼滤波法处理获取到的泄压过程中的第二原始压力数据，使第二压力数据更加准确，计算得到的当前泄压速度也更加准确。
步骤S5034：以当前泄压速度V2作为反馈值，以步骤S4026中得到的最优泄压速度V1为目标值，采用经典的增量式PID算法对电子泄压阀进行开度调整。PID控制算法具有P(比例)、I(积分)、D(微分)3个控制参数，其中P参数用于快速反应误差，I参数用于消除稳态误差，D参数用于减小超调，快速稳定，P、I、D参数的具体数值需要根据实际系统调试得到。本发明实施例中电子泄压阀的实际控制量为PWM（占空比）值，增量式PID控制的过程表示如下：
（1）计算控制目标输入误差：Err = V2 - V1
（2）计算控制量增量，判断是否超过限定极值：
（3）更新当前采样周期的控制量：
（4）更新第k-1采样周期、第k-2采样周期误差备份：
E(k-2)=E(k-1)，E(k-1)=Err
（5）更新第k-1采样周期的控制量备份：U(k-1)=U(k)
其中，表示当前采样周期PID计算的PWM变化值，U(k)表示当前采样周期系统更新的PWM值，用E表示前两个相邻采样周期的输入误差。
U(k)的值作为电子泄压阀的PWM驱动值用于控制泄压速度，作为控制量增加可作为泄压系统的加速度值传递给步骤S5032的卡尔曼滤波器。重复执行步骤S5032到步骤S5034直至泄压过程结束，精确地控制泄压速度。
在本实施例中还提供了一种电子血压计自适应泄压速度的控制装置，该装置用于实现上述实施例及优选实施方式，已经进行过说明的不再赘述。如以下所使用的，术语“模块”可以实现预定功能的软件和/或硬件的组合。尽管以下实施例所描述的装置较佳地以软件来实现，但是硬件，或者软件和硬件的组合的实现也是可能并被构想的。
本实施例提供一种电子血压计自适应泄压速度的控制装置，如图10所示，包括：
信号采集模块601，用于以预设加压速度对袖带进行加压，连续采集加压过程中脉搏振荡信号，并记录脉搏振荡信号中波峰信号的时间和幅值，直至加压结束；
脉率计算模块602，用于将波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，通过聚类算法查找脉率数据的聚集中心及计算其离散度，据此判断是否存在心率失常并计算最优脉率；
泄压速度控制模块603，用于根据最优脉率计算最优泄压速度，持续获取当前泄压速度作为输入值，最优泄压速度作为目标值，通过PID算法控制电子泄压阀的开度，以使泄压速度达到最优泄压速度。
在一些可选的实施方式中，信号采集模块601包括：
压力信号采集单元，用于通过压力传感器按预设第一时间间隔采集袖带压力信号作为加压过程的第一原始压力数据。
压力数据滤波单元，用于对加压过程的第一原始压力数据进行滤波，得到滤波后的第一压力数据。
加压速度计算单元，用于根据第一压力数据和预设第一时间间隔计算当前加压速度。
加压速度调整单元，用于计算当前加压速度与预设加压速度的差值，并与预设加压阈值进行比较，根据比较结果调整当前加压速度。
异常信号剔除单元，用于对袖带压力信号进行滤波排除异常脉搏波信号，得到有效的脉搏振荡信号。
波峰幅值拟合单元，用于对记录的所有波峰信号的幅值进行包络平滑拟合。
波峰判断单元，用于根据拟合结果判断当前波峰是否处于拟合包络曲线的下降段。
加压结束条件判断单元，用于若处于下降段，再判断当前波峰幅值与拟合包络曲线的峰值之比是否小于预设比例阈值和当前波峰幅值是否小于预设加压结束的脉搏幅度阈值。
加压结束控制单元，用于当当前波峰幅值与拟合包络曲线的峰值之比小于预设比例阈值和当前波峰幅值小于预设加压结束的脉搏幅度阈值时，加压结束。
在一些可选的实施方式中，脉率计算模块602包括：
脉率数据聚类单元，用于通过聚类算法对脉率数据进行分簇和求簇心，得到多个簇及对应的簇心；
最优脉率计算单元，用于每两个簇之间计算两个簇心的差值，若差值小于预设差值，将簇合并，直至计算完所有簇，簇成员最多的簇作为最终的脉率集合，对应的簇心作为最优脉率；
心律失常判断单元，用于若只存在一个簇，则不存在心律失常；若存在多个簇，则比较每个簇的簇成员个数，最多成员的簇中成员个数与脉率数据总个数的比值小于预设比例时，则存在心律失常。
泄压速度第一设置单元，用于当存在心率失常时，将泄压速度设置为预设最小泄压速度；
泄压速度第二设置单元，用于当不存在心率失常时，根据最优脉率计算最优泄压速度，最优泄压速度大于等于预设最小泄压速度，且小于等于预设最大泄压速度。
在一些可选的实施方式中，泄压速度控制模块603包括：
第二原始压力数据获取单元，用于通过压力传感器按照预设第二时间间隔获取泄压过程的第二原始压力数据。
卡尔曼滤波单元，用于对泄压过程的第二原始压力数据进行卡尔曼滤波，得到滤波后的第二压力数据。
泄压速度计算单元，用于根据第二压力数据和预设第二时间间隔计算当前泄压速度。
上述各个模块和单元的更进一步的功能描述与上述对应实施例相同，在此不再赘述。
本实施例中的电子血压计自适应泄压速度的控制装置是以功能单元的形式来呈现，这里的单元是指ASIC（Application Specific Integrated Circuit，专用集成电路）电路，执行一个或多个软件或固定程序的处理器和存储器，和/或其他可以提供上述功能的器件。
本发明实施例还提供一种计算机设备，具有上述图10所示的电子血压计自适应泄压速度的控制装置。
请参阅图11，图11是本发明可选实施例提供的一种计算机设备的结构示意图，如图11所示，该计算机设备包括：一个或多个处理器10、存储器20，以及用于连接各部件的接口，包括高速接口和低速接口。各个部件利用不同的总线互相通信连接，并且可以被安装在公共主板上或者根据需要以其它方式安装。处理器可以对在计算机设备内执行的指令进行处理，包括存储在存储器中或者存储器上以在外部输入/输出装置(诸如，耦合至接口的显示设备)上显示GUI的图形信息的指令。在一些可选的实施方式中，若需要，可以将多个处理器和/或多条总线与多个存储器和多个存储器一起使用。同样，可以连接多个计算机设备，各个设备提供部分必要的操作(例如，作为服务器阵列、一组刀片式服务器、或者多处理器系统)。图11中以一个处理器10为例。
处理器10可以是中央处理器，网络处理器或其组合。其中，处理器10还可以进一步包括硬件芯片。上述硬件芯片可以是专用集成电路，可编程逻辑器件或其组合。上述可编程逻辑器件可以是复杂可编程逻辑器件，现场可编程逻辑门阵列，通用阵列逻辑或其任意组合。
其中，所述存储器20存储有可由至少一个处理器10执行的指令，以使所述至少一个处理器10执行实现上述实施例示出的方法。
存储器20可以包括存储程序区和存储数据区，其中，存储程序区可存储操作系统、至少一个功能所需要的应用程序；存储数据区可存储根据计算机设备的使用所创建的数据等。此外，存储器20可以包括高速随机存取存储器，还可以包括非瞬时存储器，例如至少一个磁盘存储器件、闪存器件、或其他非瞬时固态存储器件。在一些可选的实施方式中，存储器20可选包括相对于处理器10远程设置的存储器，这些远程存储器可以通过网络连接至该计算机设备。上述网络的实例包括但不限于互联网、企业内部网、局域网、移动通信网及其组合。
存储器20可以包括易失性存储器，例如，随机存取存储器；存储器也可以包括非易失性存储器，例如，快闪存储器，硬盘或固态硬盘；存储器20还可以包括上述种类的存储器的组合。
该计算机设备还包括通信接口30，用于该计算机设备与其他设备或通信网络通信。
本发明实施例还提供了一种计算机可读存储介质，上述根据本发明实施例的方法可在硬件、固件中实现，或者被实现为可记录在存储介质，或者被实现通过网络下载的原始存储在远程存储介质或非暂时机器可读存储介质中并将被存储在本地存储介质中的计算机代码，从而在此描述的方法可被存储在使用通用计算机、专用处理器或者可编程或专用硬件的存储介质上的这样的软件处理。其中，存储介质可为磁碟、光盘、只读存储记忆体、随机存储记忆体、快闪存储器、硬盘或固态硬盘等；进一步地，存储介质还可以包括上述种类的存储器的组合。可以理解，计算机、处理器、微处理器控制器或可编程硬件包括可存储或接收软件或计算机代码的存储组件，当软件或计算机代码被计算机、处理器或硬件访问且执行时，实现上述实施例示出的方法。
虽然结合附图描述了本发明的实施例，但是本领域技术人员可以在不脱离本发明的精神和范围的情况下做出各种修改和变型，这样的修改和变型均落入由所附权利要求所限定的范围之内。
Claims (10)
1.一种电子血压计自适应泄压速度的控制方法，所述电子血压计包括：袖带、安装在所述袖带上的压力传感器和电子泄压阀，其特征在于，所述方法包括：
以预设加压速度对所述袖带进行加压，连续采集加压过程中脉搏振荡信号，并记录所述脉搏振荡信号中波峰信号的时间和幅值，直至加压结束；
将所述波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，通过聚类算法查找所述脉率数据的聚集中心及计算其离散度，据此判断是否存在心率失常并计算最优脉率；
根据所述最优脉率计算最优泄压速度，持续获取当前泄压速度作为输入值，所述最优泄压速度作为目标值，通过PID算法控制电子泄压阀的开度，以使泄压速度达到所述最优泄压速度。
2.根据权利要求1所述的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，其特征在于，所述以预设加压速度对所述袖带进行加压包括：
通过压力传感器按预设第一时间间隔采集袖带压力信号作为加压过程的第一原始压力数据；
对所述加压过程的第一原始压力数据进行滤波，得到滤波后的第一压力数据；
根据所述第一压力数据和预设第一时间间隔计算当前加压速度；
计算当前加压速度与预设加压速度的差值，并与预设加压阈值进行比较，根据比较结果调整当前加压速度。
3.根据权利要求2所述的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，其特征在于，所述采集加压过程中脉搏振荡信号包括：
通过压力传感器采集袖带压力信号；
对所述袖带压力信号进行滤波排除异常脉搏波信号，得到有效的脉搏振荡信号。
4.根据权利要求1所述的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，其特征在于，所述加压结束的判断方法包括：
对记录的所有波峰信号的幅值进行包络平滑拟合；
根据拟合结果判断当前波峰是否处于拟合包络曲线的下降段；
若处于下降段，再判断当前波峰幅值与所述拟合包络曲线的峰值之比是否小于预设比例阈值和当前波峰幅值是否小于预设加压结束的脉搏幅度阈值；
当当前波峰幅值与所述拟合包络曲线的峰值之比小于预设比例阈值和当前波峰幅值小于预设加压结束的脉搏幅度阈值时，加压结束。
5.根据权利要求1所述的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，其特征在于，所述判断是否存在心率失常并计算最优脉率的步骤包括：
通过聚类算法对所述脉率数据进行分簇和求簇心，得到多个簇及对应的簇心；
每两个簇之间计算两个簇心的差值，若差值小于预设差值，将簇合并，直至计算完所有簇，簇成员最多的簇作为最终的脉率集合，对应的簇心作为最优脉率；
若只存在一个簇，则不存在心律失常；
若存在多个簇，则比较每个簇的簇成员个数，最多成员的簇中成员个数与所述脉率数据总个数的比值小于预设比例时，则存在心律失常。
6.根据权利要求5所述的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，其特征在于，所述根据所述最优脉率计算最优泄压速度包括：
当存在心率失常时，将泄压速度设置为预设最小泄压速度；
当不存在心率失常时，根据最优脉率计算最优泄压速度，最优泄压速度大于等于预设最小泄压速度，且小于等于预设最大泄压速度。
7.根据权利要求1所述的电子血压计自适应泄压速度的控制方法，其特征在于，所述持续获取当前泄压速度包括：
通过压力传感器按照预设第二时间间隔获取泄压过程的第二原始压力数据；
对所述泄压过程的第二原始压力数据进行卡尔曼滤波，得到滤波后的第二压力数据；
根据所述第二压力数据和预设第二时间间隔计算当前泄压速度。
8.一种电子血压计自适应泄压速度的控制装置，所述电子血压计包括：袖带、安装在所述袖带上的压力传感器和电子泄压阀，其特征在于，所述装置包括：
信号采集模块，用于以预设加压速度对所述袖带进行加压，连续采集加压过程中脉搏振荡信号，并记录所述脉搏振荡信号中波峰信号的时间和幅值，直至加压结束；
脉率计算模块，用于将所述波峰信号的时间和幅值转换为脉率数据，通过聚类算法查找所述脉率数据的聚集中心及计算其离散度，据此判断是否存在心率失常并计算最优脉率；
泄压速度控制模块，用于根据所述最优脉率计算最优泄压速度，持续获取当前泄压速度作为输入值，所述最优泄压速度作为目标值，通过PID算法控制电子泄压阀的开度，以使泄压速度达到最优泄压速度。
9.一种计算机设备，其特征在于，包括：
存储器和处理器，所述存储器和所述处理器之间互相通信连接，所述存储器中存储有计算机指令，所述处理器通过执行所述计算机指令，从而执行权利要求1至7中任一项所述的电子血压计自适应泄压速度的控制方法。
10.一种计算机可读存储介质，其特征在于，所述计算机可读存储介质上存储有计算机指令，所述计算机指令用于使计算机执行权利要求1至7中任一项所述的电子血压计自适应泄压速度的控制方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
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2023
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