WO2023226293A1 - 基于超声多普勒的连续血压测量装置和电子设备 - Google Patents

基于超声多普勒的连续血压测量装置和电子设备 Download PDF

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WO2023226293A1
WO2023226293A1 PCT/CN2022/127744 CN2022127744W WO2023226293A1 WO 2023226293 A1 WO2023226293 A1 WO 2023226293A1 CN 2022127744 W CN2022127744 W CN 2022127744W WO 2023226293 A1 WO2023226293 A1 WO 2023226293A1
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blood flow
blood pressure
current
maximum
doppler
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丁衍
孙东军
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苏州圣泽医疗科技有限公司
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    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data

Definitions

  • Embodiments of the present application relate to the technical field of continuous blood pressure monitoring, and in particular to a continuous blood pressure measurement device and electronic equipment based on ultrasonic Doppler.
  • non-invasive inflation is often used to block the blood flow and then perform a single measurement of blood pressure.
  • continuous blood pressure measurement is often required, so traditional cuff blood pressure measurement with discontinuity is not suitable in this case.
  • clinically relevant continuous blood pressure measurement methods include invasive and non-invasive methods. Among them, the invasive method requires direct acquisition of the pressure in the blood vessel through puncture, which can easily cause discomfort to the user to be measured. Obviously, compared with the non-invasive method, It has incomparable advantages over invasive blood pressure measurement and traditional cuff blood pressure measurement.
  • Continuous non-invasive measurement method refers to the non-invasive continuous measurement of blood pressure within a certain period of time. It can detect beat blood pressure and continuous arterial pressure waveform to provide a more sufficient basis for clinical diagnosis and treatment.
  • Non-invasive continuous methods in the related art are mainly obtained through pulse wave analysis. However, the pulse wave is also interfered by muscle movement, muscle elasticity feedback, etc., which causes changes in the pulse wave waveform, thereby reducing the accuracy of blood pressure measurement.
  • pulse waves mainly include envelope pressure pulse waves and photoplethysm pulse waves.
  • envelope pressure pulse wave analysis it is necessary to pressurize the pressure detection part during measurement.
  • One specific solution is to set up pressure measurement points at multiple parts, pressurize them in turns, and change to another one at intervals.
  • the pressure detection point of the site is pressurized; however, after air pressure is applied to the measurement site, the pressure waveform will still be deformed due to the movement or movement of the pressurized site or muscle contraction, causing motion noise, and after the pressure compresses the blood vessel, the resistance to blood will Interference will occur, which is also one of the factors affecting measurement accuracy.
  • this method does not solve the discomfort caused by the air bag restraining the human body during the blood pressure measurement process.
  • photoplethysmographic pulse wave analysis is concerned, continuous blood pressure measurement using photoplethysmography will also be interfered by movement or the surrounding light environment, which introduces measurement errors and reduces the accuracy of blood pressure measurement.
  • embodiments of the present application provide a continuous blood pressure measurement method, device and electronic device based on ultrasonic Doppler to solve at least one problem existing in the background art.
  • embodiments of the present application provide a continuous blood pressure measurement device based on ultrasound Doppler, including:
  • the acquisition module is configured to continuously acquire the applied pressure during the pressurization operation of the artery to be measured from the beginning to the end; and, continuously acquire the Doppler blood flow signal of the artery to be measured, wherein the multiple Doppler blood flow signals acquired during the pressurization operation are
  • the Doppler blood flow signal is the first Doppler blood flow signal
  • the Doppler blood flow signal obtained after the pressurization operation is the second Doppler blood flow signal
  • a determination module configured to obtain the maximum blood flow intensity of each first pulse cycle based on the first Doppler blood flow signal, and determine the standard blood pressure among all pressures obtained based on all maximum blood flow intensities and their changes;
  • a processing module configured to perform spectral envelope processing on the second Doppler blood flow signal to determine initial blood flow parameters and current blood flow parameters, and correct the standard blood pressure according to the initial blood flow parameters and current blood flow parameters to obtain the current blood pressure.
  • embodiments of the present application provide a continuous blood pressure measurement device based on ultrasound Doppler, including:
  • a pressurizing portion configured to apply pressure to the artery to be measured
  • an ultrasonic Doppler sensor configured to collect Doppler blood flow signals of the artery to be measured
  • a blood pressure measuring device which is connected to both the ultrasonic Doppler sensor and the pressurizing part, and is configured to:
  • the applied pressure is continuously acquired during the pressurization operation on the artery to be measured from the beginning to the end;
  • the Doppler blood flow signal acquired during the pressurization operation is the first Doppler blood flow signal, and during the pressurization operation What is acquired later is the second Doppler blood flow signal;
  • the specific steps for obtaining the maximum blood flow intensity of each first pulse cycle based on the first Doppler blood flow signal include:
  • the pressure corresponding to the obtained first maximum blood flow velocity is used as the systolic pressure SBP 0 ;
  • the pressure corresponding to the obtained first maximum blood flow velocity is As diastolic blood pressure DBP 0 ;
  • the constraint conditions include searching among multiple saved first maximum blood flow velocity data.
  • the pressure when the first maximum blood flow velocity begins to change is diastolic blood pressure DBP 0 , and the pressure that begins to change is defined as the current
  • the absolute value of the change between the first maximum blood flow velocity and the first maximum blood flow velocity in the adjacent previous pulse cycle is 5%-10%;
  • the specific steps of performing spectral envelope processing on the second Doppler blood flow signal to calculate the initial blood flow parameters and current blood flow parameters include:
  • the specific steps to obtain the current blood pressure by correcting the standard blood pressure through the initial blood flow parameters and the current blood flow parameters include:
  • the systolic blood pressure SBP 0 in the standard blood pressure is corrected according to the initial value and current value of the maximum blood flow velocity and the initial value and current value of the velocity time integral to obtain the current systolic blood pressure SBP n ;
  • the current diastolic blood pressure DBP n is obtained by correcting the diastolic blood pressure DBP 0 in the standard blood pressure according to the initial value and current value of the maximum blood flow velocity and the initial value and current value of the heart rate;
  • DBP n DBP 0 +(x ⁇ (Vmax n -Vmax 0 )/Vmax 0 +y ⁇ (Hr n -Hr 0 )/Hr 0 ) ⁇ DBP 0 ,
  • a and b are the correction coefficients of the relative errors of the maximum blood flow velocity and velocity time integral in solving the current systolic blood pressure SBP n
  • x and y are the maximum blood flow velocity and heart rate in the current diastolic blood pressure DBP n .
  • the correction coefficient of the relative error, SBP 0 and DBP 0 are the systolic blood pressure and diastolic blood pressure in the standard blood pressure
  • SBP n and DBP n are the systolic blood pressure and diastolic blood pressure in the current blood pressure, in which the correction coefficient is a constant.
  • an electronic device including:
  • Memory used to store computer-executable instructions
  • the processor for executing the computer-executable instructions
  • the continuous blood pressure measurement method includes the following steps:
  • the applied pressure is continuously acquired during the pressurization operation on the artery to be measured from the beginning to the end;
  • the Doppler blood flow signal acquired during the pressurization operation is the first Doppler blood flow signal
  • the Doppler blood flow signal acquired after the pressurization operation is the second Doppler blood flow signal. blood flow signal;
  • the specific steps for obtaining the maximum blood flow intensity of each first pulse cycle based on the first Doppler blood flow signal include:
  • the pressure corresponding to the obtained first maximum blood flow velocity is used as the systolic pressure SBP 0 ;
  • the pressure corresponding to the obtained first maximum blood flow velocity is As diastolic blood pressure DBP 0 ;
  • the constraint conditions include searching among multiple saved first maximum blood flow velocity data.
  • the pressure when the first maximum blood flow velocity begins to change is diastolic blood pressure DBP 0 , and the pressure that begins to change is defined as the current
  • the absolute value of the change between the first maximum blood flow velocity and the first maximum blood flow velocity in the adjacent previous pulse cycle is 5%-10%;
  • the specific steps of performing spectral envelope processing on the second Doppler blood flow signal to calculate the initial blood flow parameters and current blood flow parameters include:
  • the specific steps to obtain the current blood pressure by correcting the standard blood pressure through the initial blood flow parameters and the current blood flow parameters include:
  • the systolic blood pressure SBP 0 in the standard blood pressure is corrected according to the initial value and current value of the maximum blood flow velocity and the initial value and current value of the velocity time integral to obtain the current systolic blood pressure SBP n ;
  • the current diastolic blood pressure DBP n is obtained by correcting the diastolic blood pressure DBP 0 in the standard blood pressure according to the initial value and current value of the maximum blood flow velocity and the initial value and current value of the heart rate;
  • DBP n DBP 0 +(x ⁇ (Vmax n -Vmax 0 )/Vmax 0 +y ⁇ (Hr n -Hr 0 )/Hr 0 ) ⁇ DBP 0 ,
  • a and b are the correction coefficients of the relative errors of the maximum blood flow velocity and velocity time integral in solving the current systolic blood pressure SBP n
  • x and y are the maximum blood flow velocity and heart rate in the current diastolic blood pressure DBP n .
  • the correction coefficient of the relative error, SBP 0 and DBP 0 are the systolic blood pressure and diastolic blood pressure in the standard blood pressure
  • SBP n and DBP n are the systolic blood pressure and diastolic blood pressure in the current blood pressure, in which the correction coefficient is a constant.
  • ultrasonic Doppler blood flow measurement technology in addition to compressing the artery to be measured when measuring standard blood pressure for a single time, subsequent acquisition of Doppler blood flow signals does not require compression of the artery to be measured.
  • non-invasive continuous blood pressure measurement still requires compression of the artery to be measured, it greatly reduces the compression of the arteries and blood vessels, improves the user's experience in continuous blood pressure measurement, and does not cause the compression point to interfere with the blood flow.
  • the resulting deformation induced by the pulse wave effectively improves the true accuracy of the early sampling data, thereby improving the accuracy of the results in non-invasive continuous measurement.
  • Figure 1 is a schematic flow chart of a continuous blood pressure measurement method based on ultrasound Doppler provided by an embodiment of the present application
  • Figure 2 is a schematic distribution diagram of a continuous blood pressure measurement device based on ultrasound Doppler during measurement provided by an embodiment of the present application;
  • Figure 3 is a schematic flow chart of a single measurement of standard blood pressure in an embodiment of the present application.
  • Figure 4 is a graph showing the relationship between the maximum current speed and pressure in the standard blood pressure measurement and calculation method in one embodiment of the present application
  • Figure 5 is a specific flow chart for generating a spectrum envelope curve in an embodiment of the present application.
  • Figure 6 is a schematic diagram of blood flow parameters on a spectrum envelope curve in an embodiment of the present application.
  • Figure 7 is a schematic diagram of overlapping fitting of five initial pulse cycle curves on a spectrum envelope curve according to an embodiment of the present application
  • Figure 8 is a schematic structural diagram of an electronic device provided by an embodiment of the present application.
  • Figure 9 is a schematic structural diagram of a continuous blood pressure measurement device based on ultrasound Doppler provided by an embodiment of the present application.
  • An embodiment of the present application provides a continuous blood pressure measurement device based on ultrasonic Doppler.
  • the device includes: an acquisition module, a determination module, and a processing module.
  • the device is used to perform the continuous blood pressure measurement method based on ultrasound Doppler provided by the embodiment of the present application. Please refer to Figure 1 for the specific process steps of the continuous blood pressure measurement method based on ultrasound Doppler.
  • the acquisition module is configured to continuously acquire the applied pressure during the pressurization operation of the artery to be measured from the beginning to the end. ; and, continuously acquire the Doppler blood flow signal of the artery to be measured, wherein the Doppler blood flow signal acquired during the pressurization operation is the first Doppler blood flow signal, and the Doppler blood flow signal acquired after the pressurization operation
  • the Le blood flow signal is the second Doppler blood flow signal
  • the determination module is configured to obtain the maximum blood flow intensity of each first pulse cycle based on the first Doppler blood flow signal, and based on all maximum blood flow intensities and their changes Determine the standard blood pressure among all acquired pressures;
  • a processing module configured to perform spectral envelope processing on the second Doppler blood flow signal to determine the initial blood flow parameter and the current blood flow parameter, according to the initial blood flow parameter and the current blood flow Parameters correct the standard blood pressure to obtain the current blood pressure.
  • the continuous blood pressure measurement method is divided into two parts. One is to obtain the standard blood pressure through single measurement, and the other is to obtain the current blood pressure through continuous measurement.
  • the standard blood pressure of the artery to be measured is measured in a single time based on the relationship between the applied pressure and the maximum blood flow intensity in the acquired Doppler blood flow signal. Then, the standard blood pressure of the artery to be measured is measured through continuous non-invasive pressure without pressurization.
  • the current value and initial value are used to correct the standard blood pressure and measure to obtain the current blood pressure to achieve the purpose of non-invasive continuous blood pressure measurement.
  • the Doppler blood flow signal subjected to envelope processing is a second Doppler blood flow signal, wherein the second Doppler blood flow signal is obtained after the pressurization operation. of.
  • Spectral envelope processing is performed on the continuously acquired second Doppler blood flow signal to calculate initial blood flow parameters and current blood flow parameters, and the standard blood pressure is calculated through the initial blood flow parameters and the current blood flow parameters. Correction to get current blood pressure.
  • the Doppler blood flow signal obtained after deflation is required in the embodiments of this application. Second Doppler blood flow signal.
  • an ultrasonic Doppler sensor is also needed to be attached to the surface of the skin for collection, without causing errors that may cause pulse wave deformation due to compression of the arteries.
  • the artery to be measured in the embodiment of the present application can also be used for continuous blood pressure measurement on blood flow in other arteries, such as the carotid artery, femoral artery, etc.
  • the pressure sensor needs to have corresponding pressure on the artery during measurement to sense and measure the pulse. Since a certain pressure is applied locally on the arterial blood vessel, it will cause changes in the blood flow at the compression point, and the resulting pulse wave will also be deformed. , which may cause errors.
  • the ultrasonic Doppler sensor is attached to the artery to be measured.
  • the air pressure cuff is placed on the arm to pressurize the artery to be measured to inflate and block the blood flow.
  • the blood pressure measurer communicates with the ultrasonic Doppler.
  • the sensor is connected to the air pressure cuff to obtain Doppler blood flow signals and pressure for single standard blood pressure measurement and non-invasive continuous blood pressure measurement.
  • the determining module is configured to obtain the maximum blood flow intensity of each first pulse cycle based on the first Doppler blood flow signal, including the determining module configured to perform:
  • a first maximum blood flow velocity is extracted on each first pulse cycle curve, where the first maximum blood flow velocity represents the maximum blood flow intensity.
  • the device further includes: a pressurizing part; the pressurizing part is configured to apply pressure to the artery to be measured, and is specifically configured to, during the pressurization operation of the artery to be measured from the beginning to the end, if the first maximum blood flow velocity is obtained If it is less than the set blood flow velocity threshold, the pressurization operation will end, otherwise the pressurization operation will continue.
  • a pressurizing part is configured to apply pressure to the artery to be measured, and is specifically configured to, during the pressurization operation of the artery to be measured from the beginning to the end, if the first maximum blood flow velocity is obtained If it is less than the set blood flow velocity threshold, the pressurization operation will end, otherwise the pressurization operation will continue.
  • the pressure corresponding to the obtained first maximum blood flow velocity is used as the systolic pressure SBP 0 ;
  • the pressure corresponding to the obtained first maximum blood flow velocity is As diastolic blood pressure DBP 0 .
  • the constraint conditions include searching among multiple saved first maximum blood flow velocity data.
  • the pressure when the first maximum blood flow velocity begins to change is the diastolic pressure DBP0, and the pressure that begins to change is defined as the current first maximum blood flow velocity.
  • the absolute value of the change in flow velocity from the first maximum blood flow velocity in the adjacent previous pulse cycle is 5%-10%.
  • the air pump in the air pressure cuff is controlled to pressurize.
  • the pressure data is read and saved, and on the other hand, the periodic ultrasound signal acquisition is synchronized, that is, the Doppler blood flow signal is acquired.
  • the ultrasonic signal obtained during the cycle also needs to perform spectrum calculation and envelope calculation in sequence to obtain a pulse cycle, and then obtain the maximum blood flow velocity V max and save the maximum blood flow velocity V max . If the maximum blood flow velocity V max obtained in a pulse cycle is less than the set blood flow velocity threshold, which is the set value, the pressurization will end and deflation will be used to calculate the standard blood pressure. Otherwise, the air pump will continue to pressurize.
  • the set blood flow velocity threshold can be set to between 0.2 and 0.4m/s based on empirical values. For example, 0.3m/s can be selected; it can also be set to the maximum blood flow velocity V max recorded during the measurement process. A value of 10% to 30% of the maximum value, for example, 20% is selected.
  • the pressure value at this time is the systolic blood pressure SBP 0 .
  • the pressure when the maximum blood flow velocity V max value begins to change is diastolic pressure DBP 0.
  • the pressure that begins to change is defined as the maximum blood flow velocity Vmax.
  • the absolute value of the change from the maximum blood flow velocity Vmax in the adjacent previous pulse cycle is 5%-10%, for example, 7% is selected.
  • the specific steps of performing spectral envelope processing on the first Doppler blood flow signal to obtain the first spectral envelope curve include:
  • the first Doppler blood flow signal or the second Doppler blood flow signal are all Doppler blood flow signals. The only difference is that the application environment during calculation is different, so it is recorded If there is no description, the "first" and “second” can be uniquely determined according to the current application environment, including but not limited to the description of Doppler blood flow signals.
  • the power spectral density S(n) of a certain column is first integrated as the frequency increases (corresponding to the accumulation of grayscales in each column in the spectrogram from low frequency to high frequency) to form the power spectral density of this column.
  • the integral curve P(n) of the integral is the discrete data point curve.
  • the intersection point (Vcross, P(Vcross)) of the straight line and the integration curve P(n) is also the maximum energy point of the signal.
  • the frequency characteristics of the power spectral density integral curve of the ultrasonic Doppler blood flow signal are used to estimate the maximum flow velocity, where the flow velocity and frequency are corresponding, the flow velocity is obtained by converting the frequency, and the conversion is
  • the calculation amount is small and the calculation efficiency is high, which meets the clinical requirements for real-time and rapidity of the system.
  • the specific steps of performing spectral envelope processing on the second Doppler blood flow signal to calculate initial blood flow parameters and current blood flow parameters include:
  • Initial blood flow parameters and current blood flow parameters are extracted from the beginning and end of the second pulse cycle curve, where the blood flow parameters include maximum blood flow velocity, velocity time integral and heart rate.
  • the blood pressure value has a strong correlation with the hemodynamic parameters.
  • the maximum blood flow velocity V max , the velocity time integral V ti and the heart rate H r among the blood flow parameters are used as the calculation basis.
  • the second Doppler blood flow signal is subjected to spectrum processing and analysis to obtain the initial blood flow parameters of the initial state and the current blood flow parameters of the terminal state.
  • V max represents the maximum blood flow velocity, which is inversely proportional to systolic blood pressure
  • V ti represents the velocity time integral, that is, the blood volume flowing per stroke within the unit area
  • V ti ⁇ S vehicle area
  • H r represents the heart rate, which can be calculated through the pulsation cycle.
  • the maximum blood flow velocity V max , the velocity time integral V ti and the heart rate H r can be determined from the second spectrum envelope curve.
  • the spectrum calculation processing of the second Doppler blood flow signal is the same as that of the first Doppler blood flow signal, and will not be described in detail here.
  • first and last second pulse cycle curves are overlapped and fitted respectively, and initial blood flow parameters and current blood flow parameters are extracted from the fitted first and last second pulse cycle curves.
  • the specific steps of performing overlapping fitting on multiple first and last second pulse cycle curves respectively, and extracting initial blood flow parameters and current blood flow parameters on the fitted first and last second pulse cycle curves include: :
  • the current N consecutive second pulse cycle curves are overlapped and fitted, and the current maximum blood flow velocity V maxn , the current speed time integral V tin and the current heart rate H rn are extracted from the current curve after fitting.
  • each curve will be divided according to the pulse cycle (also called the cardiac cycle) and saved as multiple A set of data, in which the number of cardiac cycles is five in this embodiment; the data of the spectrum envelope curve or pulse wave curve corresponding to the five cardiac cycles are overlaid, wherein, and the first cardiac cycle curve is based on the original coordinates Adjust the starting point to obtain a graph with five vertical coordinates corresponding to the abscissa. Fit the scattered points on the graph to obtain a new curve. The new curve is divided into an initial curve and a current curve based on overlapping objects. In this embodiment, data from multiple cardiac cycles are selected for overlapping, and the overlapping scattered points are fitted and used in subsequent processing, which can reduce random errors and improve the reliability of blood pressure measurement results.
  • the pulse cycle also called the cardiac cycle
  • the specific steps of modifying the standard blood pressure to obtain the current blood pressure through the initial blood flow parameter and the current blood flow parameter include:
  • the systolic blood pressure SBP 0 in the standard blood pressure is corrected according to the initial value and current value of the maximum blood flow velocity and the initial value and current value of the velocity time integral to obtain the current systolic blood pressure SBP n ;
  • the diastolic blood pressure DBP 0 in the standard blood pressure is corrected according to the initial value and current value of the maximum blood flow velocity and the initial value and current value of the heart rate to obtain the current diastolic blood pressure DBP n .
  • DBP n DBP 0 +(x ⁇ (Vmax n -Vmax 0 )/Vmax 0 +y ⁇ (Hr n -Hr 0 )/Hr 0 ) ⁇ DBP 0 ,
  • a and b are the correction coefficients of the relative errors of the maximum blood flow velocity and velocity time integral in solving the current systolic blood pressure SBP n
  • x and y are the maximum blood flow velocity and heart rate in the current diastolic blood pressure DBP n .
  • the correction coefficient of the relative error, SBP 0 and DBP 0 are the systolic blood pressure and diastolic blood pressure in the standard blood pressure
  • SBP n and DBP n are the systolic blood pressure and diastolic blood pressure in the current blood pressure, in which the correction coefficient is a constant.
  • the optional value ranges of the correction coefficients a, b, x and y are 0.2245 ⁇ 0.2250, 0.0380 ⁇ 0.0385, -0.01530 ⁇ -0.01525 and -0.18215 ⁇ -0.18210.
  • the specific values of the correction coefficients a, b, x and y are 0.2248, 0.0384, -0.01526 and -0.18213 respectively.
  • the mathematical formulas for obtaining the current systolic pressure SBP n and obtaining the current diastolic pressure DBP n are stored, the systolic pressure and diastolic pressure in the standard blood pressure, as well as the initial value and current value of the maximum blood flow velocity, and the velocity time integral are determined.
  • the initial value and current value, the initial value and current value of heart rate, and various correction coefficients can be used to estimate the current systolic blood pressure SBP n and the current diastolic blood pressure DBP n , which is the current blood pressure.
  • the mathematical formula of the correction model includes:
  • DBP n DBP 0 +(x ⁇ (Vmax n -Vmax 0 )/Vmax 0 +y ⁇ (Hr n -Hr 0 )/Hr 0 ) ⁇ DBP 0 .
  • the ultrasonic Doppler sensor is attached to the artery to be measured, and the air pressure cuff is placed on the arm to pressurize the artery to be measured through the air pump to inflate and block the blood flow.
  • the blood pressure measuring device The Doppler blood flow signal and pressure are obtained by connecting to the ultrasonic Doppler sensor and the air pressure cuff.
  • the systolic blood pressure SBP 0 and diastolic blood pressure DBP 0 are measured using the single blood pressure measurement method, where, at When not pressurized, the maximum blood flow velocity V max , velocity time integral V ti and heart rate H r are calculated through the ultrasound spectrum envelope.
  • the air pump in the air pressure cuff is controlled to pressurize.
  • the pressure data is read and saved, and on the other hand, the ultrasonic Doppler sensor is synchronized to periodically acquire the ultrasonic signal, that is, the Doppler is obtained.
  • the ultrasonic signal obtained in each cycle needs to perform spectrum calculation and envelope calculation in sequence to obtain a pulse cycle, and then obtain the maximum blood flow velocity V max and save the maximum blood flow velocity V max . If the maximum blood flow velocity V max obtained in a pulse cycle is less than 0.3m/s, the pressurization will end and deflation will be used to calculate the standard blood pressure. Otherwise, the air pump will continue to pressurize.
  • the pressure value at this time is the systolic blood pressure SBP 0 .
  • the ultrasonic signal is continuously collected by the ultrasonic Doppler sensor.
  • the spectrum envelope calculation is performed and analyzed on the continuous spectrum envelope curve. Calculate the initial maximum blood flow velocity V max0 , initial velocity time integral V ti0 , initial heart rate H r0 , current maximum blood flow velocity V maxn , current velocity time integral V tin and current heart rate H rn , and overlap the envelope curves if necessary. fitting.
  • the calculated initial maximum blood flow velocity V max0 , initial velocity time integral V ti0 , initial heart rate H r0 , current maximum blood flow velocity V maxn , current velocity time integral V tin and current heart rate H rn as well as systolic blood pressure SBP 0 and diastolic blood pressure DBP 0 are substituted into the set correction model to obtain the current systolic blood pressure SBP n and the current diastolic blood pressure DBP n .
  • the mathematical formulas of the correction model include:
  • DBP n DBP 0 +(x ⁇ (Vmax n -Vmax 0 )/Vmax 0 +y ⁇ (Hr n -Hr 0 )/Hr 0 ) ⁇ DBP 0 ,
  • a and b are the correction coefficients of the relative errors of the maximum blood flow velocity and velocity time integral in solving the current systolic blood pressure SBP n
  • x and y are the maximum blood flow velocity and heart rate in the current diastolic blood pressure DBP n .
  • the correction coefficient of the relative error, SBP 0 and DBP 0 are the systolic blood pressure and diastolic blood pressure in the standard blood pressure
  • SBP n and DBP n are the systolic blood pressure and diastolic blood pressure in the current blood pressure, in which the correction coefficient is a constant.
  • an embodiment of the present application also provides a continuous blood pressure measurement device based on ultrasound Doppler, including:
  • the pressurizing portion that is, the pneumatic cuff, is configured to apply pressure to the artery to be measured;
  • an ultrasonic Doppler sensor configured to collect Doppler blood flow signals of the artery to be measured
  • a blood pressure measuring device which is connected to both the ultrasonic Doppler sensor and the pressurizing part, and is configured to:
  • the applied pressure is continuously acquired during the pressurization operation on the artery to be measured from the beginning to the end;
  • the Doppler blood flow signal acquired during the pressurization operation is the first Doppler blood flow signal, and during the pressurization operation What is acquired afterwards is the second Doppler blood flow signal;
  • the ultrasonic Doppler sensor is attached to the artery to be measured, the air pressure cuff is placed on the arm to pressurize the artery to be measured to inflate and block the blood flow, and the blood pressure measuring device communicates with the ultrasonic Doppler
  • the sensor is connected to the air pressure cuff to obtain Doppler blood flow signals and pressure for single standard blood pressure measurement and non-invasive continuous blood pressure measurement.
  • the standard blood pressure of the artery to be measured is measured in a single time based on the relationship between the applied pressure and the maximum blood flow intensity in the acquired Doppler blood flow signal.
  • method to continuously acquire the Doppler blood flow signal of the artery to be measured, and perform envelope processing on the continuously acquired Doppler blood flow signal to calculate the current value and initial value of the blood flow parameter, so as to obtain the blood flow parameter The current value and initial value are used to correct the standard blood pressure and measure to obtain the current blood pressure to achieve the purpose of non-invasive continuous blood pressure measurement.
  • an embodiment of the present application also provides an electronic device, including:
  • Memory used to store computer-executable instructions
  • the processor is configured to execute the computer-executable instructions to implement the ultrasonic Doppler-based continuous blood pressure measurement method described in any of the above embodiments.
  • the processor may be a central processing unit (CPU) or other form of processing unit having data processing capabilities and/or instruction execution capabilities, and may control other components in the electronic device to perform desired functions.
  • CPU central processing unit
  • the processor may control other components in the electronic device to perform desired functions.
  • the electronic device may be a terminal or a server.
  • Memory may include one or more computer program products, which may include various forms of computer-readable storage media, such as volatile memory and/or non-volatile memory.
  • Volatile memory may include, for example, random access memory (RAM) and/or cache memory (cache), etc.
  • Non-volatile memory may include, for example, read-only memory (ROM), hard disk, flash memory, etc.
  • One or more computer program instructions may be stored on a computer-readable storage medium, and the processor 1501 may execute the program instructions to implement the steps and/or other desired functions in the text recognition method of various embodiments of the present application. .
  • the continuous blood pressure measurement device may further include an input device and an output device, and these components are interconnected through a bus system and/or other forms of connection mechanisms (not shown in the figure).
  • the continuous blood pressure measurement device may include any other appropriate components depending on the specific application.

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Abstract

一种基于超声多普勒的连续血压测量装置和电子设备，装置包括：获取模块，配置为持续获取施加的压力，持续获取待测动脉的多普勒血流信号；确定模块，配置为根据第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，并根据所有最大血流强度及其变化确定标准血压；处理模块，配置为对第二多普勒血流信号进行频谱包络处理以确定初始血流参数和当前血流参数，对标准血压进行修正以得到当前血压。

Description

基于超声多普勒的连续血压测量装置和电子设备
相关申请
本申请要求于2022年05月24日申请的，申请号为202210568275.X，名称为“基于超声多普勒的连续血压测量方法、装置和电子设备”的中国专利申请的优先权，在此将其全文引入作为参考。
技术领域
本申请实施例涉及连续血压监测的技术领域，特别是涉及一种基于超声多普勒的连续血压测量装置和电子设备。
背景技术
在传统袖带血压测量中，常采用无创充气阻断血流后来进行血压的单次测量。而在临床监护或特别需要观察血压连续变化的情况下，常常需要进行连续的血压测量，故而具有不连续性的传统袖带血压测量在该情况下不适用。目前，在临床上的相关连续血压测量法包括有创法和无创法，其中，有创法需要通过穿刺直接获取血管中的压力进而容易导致待测用户的不舒适性，很显然，无创法相较于有创法测量血压和传统袖带血压测量而言，具有无法比拟的优势。
连续式无创测量法是指在某一时段内无创连续地测量血压，其能够检测每搏血压及连续的动脉压波形来为临床诊断与治疗提供更充分的依据。相关技术中的无创连续的方法主要是通过脉搏波分析的方法得到的。然而，脉搏波还会受到肌肉运动、肌肉弹性反馈等干扰，也就造成了脉搏波波形的变化，进而降低了血压测量的准确性。
具体来说，脉搏波主要包括包络压力脉搏波和光电容积脉搏波。就包络压力脉搏波分析来说，需要在测量时对压力检测部位进行加压，其一个具体解决的方法是对多部位设置压力测量点，轮流循环加压，每间隔一段时间更换到另一个部位的压力检测点加压；但对测量部位施加气压后，还是会由于加压部位的移动或运动或肌肉收缩而导致压力波形的变形，引起运动噪声，并且压力压迫血管后，对血液的阻力会产生干扰，这也是影响测量准确性的因素之一，同时该方法也没有解决在血压测量过程中气囊对人体束缚造成的不适感。就光电容积脉搏波分析来说，在进行光电容积脉搏波连续血压测量时，也会受到运动或者周围光环境的干扰，引入了测量误差，降低了血压测量的准确性。
可见，在无创连续血压测量技术中，进一步优化待测用户的体验与提高血压测量准确性仍亟待解决。
发明内容
有鉴于此，本申请实施例为解决背景技术中存在的至少一个问题而提供一种基于超声多普勒的连续血压测量方法、装置和电子设备。
第一方面，本申请实施例提供了一种基于超声多普勒的连续血压测量装置，包括：
获取模块，配置为在对待测动脉从开始到结束的加压操作中，持续获取施加的压力；以及，持续获取待测动脉的多普勒血流信号，其中，在加压操作时获取的多普勒血流信号为第一多普勒血流信号，在加压操作之后获取的多普勒血流信号为第二多普勒血流信号；
确定模块，配置为根据第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，并根据所有最大血流强度及其变化在获取的所有压力中确定标准血压；
处理模块，配置为对第二多普勒血流信号进行频谱包络处理以确定初始血流参数和当前血流参数，根据初始血流参数和当前血流参数对标准血压进行修正以得到当前血压。
第二方面，本申请实施例提供了一种基于超声多普勒的连续血压测量装置，包括：
加压部，其被配置为对待测动脉施加压力；
超声多普勒传感器，其被配置为采集所述待测动脉的多普勒血流信号；
血压测量器，其与所述超声多普勒传感器和所述加压部均相连，并被配置为：
在对待测动脉从开始到结束的加压操作中，持续获取施加的压力；
持续获取所述待测动脉的多普勒血流信号，其中，所述多普勒血流信号在所述加压操作时获取的为第一多普勒血流信号，在所述加压操作之后获取的为第二多普勒血流信号；
根据所述第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，并根据所有所述最大血流强度及其变化在获取的所有所述压力中确定标准血压；
对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理来计算出初始血流参数和当前血流参数，通过所述初始血流参数和所述当前血流参数对所述标准血压进行修正来得到当前血压；
根据第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度的具体步骤包括：
对第一多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第一频谱包络曲线；
依次识别第一频谱包络曲线的各个第一脉搏周期，得到相应的第一脉搏周期曲线；
在每个第一脉搏周期曲线上提取第一最大血流速度，其中，第一最大血流速度表征最大血流强度；
根据所有最大血流强度及其变化在获取的所有压力中确定标准血压的具体步骤包括：
若获取的第一最大血流速度小于设定的血流速度阈值，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为收缩压SBP 0；
若获取的第一最大血流速度相较于上一个第一脉搏周期中的第一最大血流速度的变化满足设定的约束条件，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为舒张压DBP 0；约束条件包括在保存的多个第一最大血流速度数据中搜索，当第一最大血流速度开始有变化时的压力为舒张压DBP 0，开始有变化的定义为当前的第一最大血流速度与相邻的上一个脉搏周期中的第一最大血流速度的变化绝对值为5％-10％；
对第二多普勒血流信号进行频谱包络处理来计算出初始血流参数和当前血流参数的具体步骤包括：
对第二多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第二频谱包络曲线；
依次识别第二频谱包络曲线的各个第二脉搏周期，得到相应的第二脉搏周期曲线；
在始末第二脉搏周期曲线上提取初始血流参数和当前血流参数，其中，血流参数包括最大血流速度、速度时间积分和心率；
通过初始血流参数和当前血流参数对标准血压进行修正来得到当前血压的具体步骤包括：
根据最大血流速度的初始值和当前值、速度时间积分的初始值和当前值对标准血压中的收缩压SBP 0进行修正得到当前收缩压SBP n；
根据最大血流速度的初始值和当前值、心率的初始值和当前值对标准血压中的舒张压DBP 0进行修正得到当前舒张压DBP n；
其中，得到当前收缩压SBP n的数学公式为：
SBP n＝SBP 0+(b·(Vti n-Vti 0)/Vti 0+a·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0)·SBP 0，
得到当前舒张压DBP n的数学公式为：
DBP n＝DBP 0+(x·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0+y·(Hr n-Hr 0)/Hr 0)·DBP 0，
式中，a和b依次为在求解当前收缩压SBP n中最大血流速度和速度时间积分的相对误差的修正系数，x和y依次为在求解当前舒张压DBP n中最大血流速度和心率的相对误差的修正系数，SBP 0和DBP 0依次为标准血压中的收缩压和舒张压，SBP n和DBP n依次为当前血压中的收缩压和舒张压，其中，修正系数为常数。
第三方面，本申请实施例提供了一种电子设备，包括：
处理器；
用于存储计算机可执行指令的存储器；
所述处理器，用于执行所述计算机可执行指令，
以实现基于超声多普勒的连续血压测量方法；连续血压测量方法包括以下步骤：
在对待测动脉从开始到结束的加压操作中，持续获取施加的压力；
持续获取待测动脉的多普勒血流信号，其中，多普勒血流信号在加压操作时获取的为第一多普勒血流信号，在加压操作之后获取的为第二多普勒血流信号；
根据第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，并根据所有最大血流强度及其变化在获取的所有压力中确定标准血压；
对第二多普勒血流信号进行频谱包络处理来计算出初始血流参数和当前血流参数，通过初始血流参数和当前血流参数对标准血压进行修正来得到当前血压；
根据第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度的具体步骤包括：
对第一多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第一频谱包络曲线；
依次识别第一频谱包络曲线的各个第一脉搏周期，得到相应的第一脉搏周期曲线；
在每个第一脉搏周期曲线上提取第一最大血流速度，其中，第一最大血流速度表征最大血流强度；
根据所有最大血流强度及其变化在获取的所有压力中确定标准血压的具体步骤包括：
若获取的第一最大血流速度小于设定的血流速度阈值，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为收缩压SBP 0；
若获取的第一最大血流速度相较于上一个第一脉搏周期中的第一最大血流速度的变化满足设定的约束条件，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为舒张压DBP 0；约束条件包括在保存的多个第一最大血流速度数据中搜索，当第一最大血流速 度开始有变化时的压力为舒张压DBP 0，开始有变化的定义为当前的第一最大血流速度与相邻的上一个脉搏周期中的第一最大血流速度的变化绝对值为5％-10％；
对第二多普勒血流信号进行频谱包络处理来计算出初始血流参数和当前血流参数的具体步骤包括：
对第二多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第二频谱包络曲线；
依次识别第二频谱包络曲线的各个第二脉搏周期，得到相应的第二脉搏周期曲线；
在始末第二脉搏周期曲线上提取初始血流参数和当前血流参数，其中，血流参数包括最大血流速度、速度时间积分和心率；
通过初始血流参数和当前血流参数对标准血压进行修正来得到当前血压的具体步骤包括：
根据最大血流速度的初始值和当前值、速度时间积分的初始值和当前值对标准血压中的收缩压SBP 0进行修正得到当前收缩压SBP n；
根据最大血流速度的初始值和当前值、心率的初始值和当前值对标准血压中的舒张压DBP 0进行修正得到当前舒张压DBP n；
其中，得到当前收缩压SBP n的数学公式为：
SBP n＝SBP 0+(b·(Vti n-Vti 0)/Vti 0+a·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0)·SBP 0，
得到当前舒张压DBP n的数学公式为：
DBP n＝DBP 0+(x·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0+y·(Hr n-Hr 0)/Hr 0)·DBP 0，
式中，a和b依次为在求解当前收缩压SBP n中最大血流速度和速度时间积分的相对误差的修正系数，x和y依次为在求解当前舒张压DBP n中最大血流速度和心率的相对误差的修正系数，SBP 0和DBP 0依次为标准血压中的收缩压和舒张压，SBP n和DBP n依次为当前血压中的收缩压和舒张压，其中，修正系数为常数。
本申请实施例提供的技术方案带来的有益效果包括：
采用超声多普勒血流测量技术，除在单次测量标准血压时有对待测动脉进行压迫之外，后续的多普勒血流信号获取并不需要再对待测动脉进行压迫，较相关技术中再无创连续血压测量时仍需要压迫待测动脉而言，极大地减少了对动脉血管的压迫，提高待测用户在连续血压测量中的体验，也不会造成由于压迫点干扰到血流流动而导致的脉搏波引出的形变，有效提高了前期采样数据的真实准确性，进而提高了再无创连续测量中的结果准确性。
本申请附加的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，或通过本申请的实践了解到。
附图说明
此处所说明的附图用来提供对本申请的进一步理解，构成本申请的一部分，本申请的示意性实施例及其说明用于解释本申请，并不构成对本申请的不当限定。在附图中：
图1为本申请一实施例提供的一种基于超声多普勒的连续血压测量方法的流程示意图；
图2为本申请一实施例提供的一种基于超声多普勒的连续血压测量装置在测量时 的分布示意图；
图3为本申请一实施例中单次测量标准血压的流程示意图；
图4为本申请一实施例中标准血压的测量计算方法中的最大电流速度和压力的曲线关系图；
图5为本申请一实施例中生成频谱包络曲线的具体流程图；
图6为本申请一实施例中血流参数在频谱包络曲线上的示意图；
图7为本申请一实施例由频谱包络曲线上的五个初始的脉搏周期曲线重叠拟合的示意图；
图8为本申请一实施例提供的电子设备的结构示意图；
图9为本申请一实施例提供的基于超声多普勒的连续血压测量装置的结构示意图。
具体实施方式
为使本申请的技术方案和有益效果能够更加明显易懂，下面通过列举具体实施例的方式进行详细说明。其中，附图不一定是按比例绘制的，局部特征可以被放大或缩小，以更加清楚的显示局部特征的细节；除非另有定义，本文所使用的技术和科学术语与本申请所属的技术领域中的技术和科学术语的含义相同。
本申请实施例提供一种基于超声多普勒的连续血压测量装置，如图9所示，该装置包括：获取模块、确定模块、以及处理模块。该装置用于执行本申请实施例提供的基于超声多普勒的连续血压测量方法，关于基于超声多普勒的连续血压测量方法的具体流程步骤请参考图1。
结合图1和图9，在本申请实施例提供的基于超声多普勒的连续血压测量装置中，获取模块，配置为在对待测动脉从开始到结束的加压操作中，持续获取施加的压力；以及，持续获取待测动脉的多普勒血流信号，其中，在加压操作时获取的多普勒血流信号为第一多普勒血流信号，在加压操作之后获取的多普勒血流信号为第二多普勒血流信号；确定模块，配置为根据第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，并根据所有最大血流强度及其变化在获取的所有压力中确定标准血压；处理模块，配置为对第二多普勒血流信号进行频谱包络处理以确定初始血流参数和当前血流参数，根据初始血流参数和当前血流参数对标准血压进行修正以得到当前血压。
在本申请实施例中，连续血压测量方法划分为两部分，其一是先单次测量得到标准血压，其二是连续测量得到当前血压。在加压操作中根据施加的压力与获取的多普勒血流信号中的最大血流强度的关系来单次测量出待测动脉得标准血压，之后，在不加压的情况下通过连续无创的方式连续获取待测动脉得多普勒血流信号，并对连续获取的多普勒血流信号进行包络处理来计算得到血流参数的当前值和初始值，以通过得到血流参数的当前值和初始值来对标准血压进行修正测量得到当前血压从而实现无创连续血压测量的目的。
在单次测量标准血压的过程中，对待测动脉施加压力并记录获取的施加的压力，该压力的测量从开始加压到结束加压为止，在这一过程中，还持续性地获取所述待测动脉的第一多普勒血流信号，根据所述第一多普勒血流信号能够得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，再由所有所述最大血流强度及其变化，在获取的所有压力中确定标准血压。
在连续血压测量的过程中，其进行包络处理的多普勒血流信号为第二多普勒血流信号， 其中，该第二多普勒血流信号是在所述加压操作之后获取的。对连续获取的第二多普勒血流信号进行频谱包络处理来计算出初始血流参数和当前血流参数，通过所述初始血流参数和所述当前血流参数对所述标准血压进行修正来得到当前血压。
需要说明的是，若是以充气加压的形式对待测动脉进行加压，则结束加压之后，还需要待放完气之后获取的多普勒血流信号才是本申请实施例所提及的第二多普勒血流信号。
在本实施例中，在需要获取或采集多普勒血流信号时，还需要采用超声多普勒传感器贴在皮肤表层进行采集，不会产生对动脉进行压迫后可能造成脉搏波形变的误差，本申请实施例的待测动脉除了手臂上的血压测量之外，还可以适用在其它动脉血流进行连续血压的测量，如颈动脉，股动脉等。如压力传感器在测量时需要对动脉有对应的压力才能感知测量到脉搏，由于局部对动脉血管进行了一定的压力压迫，会造成该压迫点血流流动的变化，得到的脉搏波也会有形变，进而可能会产生误差。
如图2所示，超声多普勒传感器贴设在待测动脉上，气压袖带套设在手臂上用来对待测动脉加压以充气阻断血流，血压测量器则通过与超声多普勒传感器和气压袖带相连来获取多普勒血流信号和压力，以供进行单次标准血压测量和无创连续血压测量。
作为本申请的一个可选实施例，确定模块，配置为根据第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，包括确定模块配置为执行：
对第一多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第一频谱包络曲线；
依次识别第一频谱包络曲线的各个第一脉搏周期，得到相应的第一脉搏周期曲线；
在每个第一脉搏周期曲线上提取第一最大血流速度，其中，第一最大血流速度表征最大血流强度。
进一步地，该装置还包括：加压部；加压部配置为对待测动脉施加压力，并具体配置为在对待测动脉从开始到结束的加压操作中，若获取的第一最大血流速度小于设定的血流速度阈值，则结束加压操作，否则继续进行加压操作。
再进一步地，所述根据所有所述最大血流强度及其变化在获取的所有所述压力中确定标准血压的具体步骤包括：
若获取的第一最大血流速度小于设定的血流速度阈值，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为收缩压SBP 0；
若获取的第一最大血流速度相较于上一个第一脉搏周期中的第一最大血流速度的变化满足设定的约束条件，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为舒张压DBP 0。其中，约束条件包括在保存的多个第一最大血流速度数据中搜索，当第一最大血流速度开始有变化时的压力为舒张压DBP0，开始有变化的定义为当前的第一最大血流速度与相邻的上一个脉搏周期中的第一最大血流速度的变化绝对值为5％-10％。
如图3所示，控制气压袖带中的气泵加压，一方面读取压力数据并保存，另一方面同步进行周期性地超声信号获取，也就是获取多普勒血流信号，在每一个周期中获取到的超声信号，还需要依次进行频谱计算和包络计算，来获取一个脉搏周期，进而获取最大血流速度V max，保存该最大血流速度V max。若出现一个脉搏周期中获取的最大血流速度V max小于设定的血流速度阈值，也就是设定值，则结束加压并放气，以供计算标准血压，否则，气泵继续加压。
其中，设定的血流速度阈值根据经验值可设置为0.2～0.4m/s之间，具体例如选择0.3m/s；也可以设置为在测量过程中记录的最大血流速度V max中的最大值的10％～30％的值，具体例如选择20％。
如图4所示，在标准血压的测量计算方法中，当判断到最大血流速度V max<设定的血流速度阈值时，此时的压力值为收缩压SBP 0。在保存的多个最大血流速度V max数据中搜索，当最大血流速度V max值开始有变化时的压力为舒张压DBP 0，具体来说，开始有变化的定义为最大血流速度Vmax与相邻的上一个脉搏周期中的最大血流速度Vmax的变化绝对值为5％-10％，具体例如选择7％。
其中，平均压MAP＝SBP-2/3·(SBP-DBP)＝1/3·SBP+2/3·DBP。
进一步地，所述对所述第一多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第一频谱包络曲线的具体步骤包括：
持续获取所述第一多普勒血流信号的多列第一功率谱密度S 1(n)，得到各列所述第一功率谱密度S 1(n)对应的第一积分曲线P 1(n)；
在所述积分曲线P 1(n)上确定第一最大流速点，并连接各列确定的第一最大流速点，得到第一频谱包络曲线。
需要说明的是，不管是第一多普勒血流信号还是第二多普勒血流信号，均为多普勒血流信号，其区别之处仅仅是所在计算时的应用环境不同，故而记载的“第一”、“第二”在没有描述时可根据当前应用环境唯一确定，包括且不局限于多普勒血流信号的描述。
如图5所示，首先将某一列的功率谱密度S(n)随频率的增加进行积分(对应于声谱图中每一列灰度从低频到高频的累加)，形成这一列功率谱密度积分的积分曲线P(n)，也就是离散数据点曲线。其次，将原点与功率谱密度积分的最后那个点相连形成一直线，该直线与积分曲线P(n)的交叉点(Vcross，P(Vcross))也是信号的最大能量点。再次，从S(1)到S(Vcross)搜索的最小点的水平纵坐标Slowest，计算S(Slowest)到S(2·Vcross-Slowest)的新积分曲线P(m)，连接P(m)的起点和P(m)的终点，得到一条新的参考直线，距该参考直线的正最大距离对应的频率点为该信号的最大流速点。最后，将每一列的最大流速点连接起来，即可得到频谱数据的包络线，也即得到了频谱包络曲线。
在本实施例中，利用超声多普勒血流信号的功率谱密度积分曲线的频率特性来进行最大流速的估计，其中，流速和频率是相对应的，流速由频率换算得到，且该换算是本领域技术人员所知悉的，计算量较小，且计算效率高，满足临床中对于系统实时性与快速性的要求。
作为本申请实施例的一个可选实施例，所述对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理来计算出初始血流参数和当前血流参数的具体步骤包括：
对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第二频谱包络曲线；
依次识别所述第二频谱包络曲线的各个第二脉搏周期，得到相应的第二脉搏周期曲线；
在始末第二脉搏周期曲线上提取初始血流参数和当前血流参数，其中，血流参数包括最大血流速度、速度时间积分和心率。
血压值与血流动力学参数具有很强的相关性，本申请实施例以血流参数中的最大血流速度V max、速度时间积分V ti和心率H r作为计算依据，通过对连续获取的第二多普勒血流 信号进行频谱处理分析得到初始状态的初始血流参数和终尾状态的当前血流参数。
其中，V max表示最大血流速度，其与收缩压成反比；V ti表示速度时间积分，即单位面积内，每博流过的血容量，V ti·S(血管面积)即可得到测量点的每博流过的血容量。在人体循环中，每博输出量通过不同的血管，按照一定比例流向全身，故而认为检测点的V ti在计算过程中可以替代每博输出量；H r表示心率，其可通过脉动周期进行计算。以及，如图6所示，最大血流速度V max、速度时间积分V ti和心率H r的确定能够从第二频谱包络曲线上确定。
本实施例中对第二多普勒血流信号的频谱计算处理与第一多普勒血流信号相同，在此不再详细赘述。
一般来说，若在单个脉搏周期曲线上提取血流参数，还可能会出现偶然偏差，因此，可选地，所述在始末第二脉搏周期曲线上提取初始血流参数和当前血流参数的具体步骤包括：
对始末的多个第二脉搏周期曲线分别进行重叠拟合，并在拟合后的始末第二脉搏周期曲线上提取初始血流参数和当前血流参数。
在本申请实施例中，对始末的多个第二脉搏周期曲线分别进行重叠拟合，并在拟合后的始末第二脉搏周期曲线上提取初始血流参数和当前血流参数的具体步骤包括：
识别并分割所述第二频谱包络曲线的各个所述第二脉搏周期，得到多个第二脉搏周期曲线；
对初始连续的N个第二脉搏周期曲线进行重叠拟合，并在拟合后的初始曲线上提取出初始最大血流速度V max0、初始速度时间积分V ti0和初始心率H r0，其中，N为大于1的正整数；
对当前连续的N个第二脉搏周期曲线进行重叠拟合，并在拟合后的当前曲线上提取出当前最大血流速度V maxn、当前速度时间积分V tin和当前心率H rn。
如图7所示，在本申请实施例中，不管是频谱包络曲线还是脉搏波动曲线，都会出现连续的周期性变化，进而按照脉搏周期(也称心动周期)对各个曲线进行分割保存为多组数据，其中，心动周期的数量在本实施例中为五个；将五个心动周期对应的频谱包络曲线或脉搏波动曲线的数据进行重叠，其中，且第一个心动周期曲线以原坐标为起始点进行调整，进而得到一个横坐标对应有五个纵坐标的图，将该图上的散点进行拟合得到一条新曲线，该新曲线根据重叠对象划分为初始曲线和当前曲线。该实施例选取多个心动周期的数据进行重叠叠加，并对重叠后的各个散点进行拟合再用在后续的处理，可以减小随机误差，提高血压测量结果的可靠性。
进一步地，所述通过所述初始血流参数和所述当前血流参数对所述标准血压进行修正来得到当前血压的具体步骤包括：
根据最大血流速度的初始值和当前值、速度时间积分的初始值和当前值对所述标准血压中的收缩压SBP 0进行修正得到当前收缩压SBP n；
根据最大血流速度的初始值和当前值、心率的初始值和当前值对所述标准血压中的舒张压DBP 0进行修正得到当前舒张压DBP n。
在本实施例中，得到当前收缩压SBP n的数学公式为：
SBP n＝SBP 0+(b·(Vti n-Vti 0)/Vti 0+a·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0)·SBP 0，
得到当前舒张压DBP n的数学公式为：
DBP n＝DBP 0+(x·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0+y·(Hr n-Hr 0)/Hr 0)·DBP 0，
式中，a和b依次为在求解当前收缩压SBP n中最大血流速度和速度时间积分的相对误差的修正系数，x和y依次为在求解当前舒张压DBP n中最大血流速度和心率的相对误差的修正系数，SBP 0和DBP 0依次为标准血压中的收缩压和舒张压，SBP n和DBP n依次为当前血压中的收缩压和舒张压，其中，修正系数为常数。
其中，为了满足测量结果的误差精度要求，修正系数a、b、x和y的可选取值范围依次为0.2245～0.2250、0.0380～0.0385、-0.01530～-0.01525和-0.18215～-0.18210。在一个具体的实施例中，修正系数a、b、x和y具体的取值依次为0.2248、0.0384、-0.01526和-0.18213。
可见，当存储有得到当前收缩压SBP n与得到当前舒张压DBP n的数学公式时，确定标准血压中的收缩压和舒张压，以及最大血流速度的初始值和当前值、速度时间积分的初始值和当前值、心率的初始值和当前值，还有各个修正系数即可估算出当前收缩压SBP n和当前舒张压DBP n，也就是当前血压。
可就是说，将得到的所述初始血流参数、所述当前血流参数和所述标准血压代入到设定的修正模型中得到当前血压，所述修正模型的数学公式包括：
SBP n＝SBP 0+(b·(Vti n-Vti 0)/Vti 0+a·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0)·SBP 0，
DBP n＝DBP 0+(x·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0+y·(Hr n-Hr 0)/Hr 0)·DBP 0。
下面结合一个具体的实施例对本申请进行详细地阐述。
如图2所示，超声多普勒传感器贴设在待测动脉上，气压袖带套设在手臂上用来用来通过其中的气泵对待测动脉加压以充气阻断血流，血压测量器则通过与超声多普勒传感器和气压袖带相连来获取多普勒血流信号和压力，在开始测量时，使用单次血压测量方法测的收缩压SBP 0和舒张压DBP 0，其中，在未加压时通过超声频谱包络线计算出最大血流速度V max、速度时间积分V ti和心率H r。
首先，如图3所示，控制气压袖带中的气泵加压，一方面读取压力数据并保存，另一方面通过超声多普勒传感器同步进行周期性地超声信号获取，也就是获取多普勒血流信号，在每一个周期中获取到的超声信号，还需要依次进行频谱计算和包络计算，来获取一个脉搏周期，进而获取最大血流速度V max，保存该最大血流速度V max。若出现一个脉搏周期中获取的最大血流速度V max小于0.3m/s，则结束加压并放气，以供计算标准血压，否则，气泵继续加压。
如图4所示，在计算标准血压中，当判断到最大血流速度V max<0.3m/s时，此时的压力值为收缩压SBP 0。在保存的多个最大血流速度V max数据中搜索，当最大血流速度V max值开始有变化时且变化绝对值大致为7％时的压力为舒张压DBP 0。
此后，超声信号由超声多普勒传感器连续采集，对采集的超声信号数据进行预处理并进行数字滤波、FFT计算等常规操作之后，再进行频谱包络计算，在连续的频谱包络曲线上分析计算初始最大血流速度V max0、初始速度时间积分V ti0、初始心率H r0、当前最大血流速度V maxn、当前速度时间积分V tin和当前心率H rn，必要时还对包络曲线进行重叠拟合。
最后，将计算出的初始最大血流速度V max0、初始速度时间积分V ti0、初始心率H r0、 当前最大血流速度V maxn、当前速度时间积分V tin和当前心率H rn还有收缩压SBP 0和舒张压DBP 0代入设定的修正模型中即可得到当前收缩压SBP n和当前舒张压DBP n，所述修正模型的数学公式包括：
SBP n＝SBP 0+(b·(Vti n-Vti 0)/Vti 0+a·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0)·SBP 0，
DBP n＝DBP 0+(x·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0+y·(Hr n-Hr 0)/Hr 0)·DBP 0，
式中，a和b依次为在求解当前收缩压SBP n中最大血流速度和速度时间积分的相对误差的修正系数，x和y依次为在求解当前舒张压DBP n中最大血流速度和心率的相对误差的修正系数，SBP 0和DBP 0依次为标准血压中的收缩压和舒张压，SBP n和DBP n依次为当前血压中的收缩压和舒张压，其中，修正系数为常数。
如图2所示，本申请实施例还提供一种基于超声多普勒的连续血压测量装置，包括：
加压部，也就是气压袖带，其被配置为对待测动脉施加压力；
超声多普勒传感器，其被配置为采集所述待测动脉的多普勒血流信号；
血压测量器，其与所述超声多普勒传感器和所述加压部均相连，并被配置为：
在对待测动脉从开始到结束的加压操作中，持续获取施加的压力；
持续获取所述待测动脉的多普勒血流信号，其中，所述多普勒血流信号在所述加压操作时获取的为第一多普勒血流信号，在所述加压操作之后获取的为第二多普勒血流信号；
根据所述第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，并根据所有所述最大血流强度及其变化在获取的所有所述压力中确定标准血压；
对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理来计算出初始血流参数和当前血流参数，通过所述初始血流参数和所述当前血流参数对所述标准血压进行修正来得到当前血压。
在本实施例中，超声多普勒传感器贴设在待测动脉上，气压袖带套设在手臂上用来对待测动脉加压以充气阻断血流，血压测量器则通过与超声多普勒传感器和气压袖带相连来获取多普勒血流信号和压力，以供进行单次标准血压测量和无创连续血压测量。
在加压操作中根据施加的压力与获取的多普勒血流信号中的最大血流强度的关系来单次测量出待测动脉得标准血压，之后，在不加压得情况下通过连续无创的方式连续获取待测动脉得多普勒血流信号，并对连续获取的多普勒血流信号进行包络处理来计算得到血流参数的当前值和初始值，以通过得到血流参数的当前值和初始值来对标准血压进行修正测量得到当前血压从而实现无创连续血压测量的目的。
如图8所示，本申请实施例还提供一种电子设备，包括：
处理器；
用于存储计算机可执行指令的存储器；
所述处理器，用于执行所述计算机可执行指令，以实现上述任一实施例所述的基于超声多普勒的连续血压测量方法。
处理器可以是中央处理单元(CPU)或者具有数据处理能力和/或指令执行能力的其他形式的处理单元，并且可以控制电子设备中的其他组件以执行期望的功能。
该电子设备可以是终端或服务器等设备。
存储器可以包括一个或多个计算机程序产品，计算机程序产品可以包括各种形式的计算机可读存储介质，例如易失性存储器和/或非易失性存储器。易失性存储器例如可以包括 随机存取存储器(RAM)和/或高速缓冲存储器(cache)等。非易失性存储器例如可以包括只读存储器(ROM)、硬盘、闪存等。在计算机可读存储介质上可以存储一个或多个计算机程序指令，处理器1501可以运行程序指令，以实现上文的本申请的各个实施例的文本识别方法中的步骤以及/或者其他期望的功能。
在一个示例中，连续血压测量装置还可以包括：输入装置和输出装置，这些组件通过总线系统和/或其他形式的连接机构(图中未示出)互连。
当然，为了简化，图8中仅示出了该连续血压测量装置中与本申请有关的组件中的一部分，省略了诸如总线、输入装置/输出接口等组件。除此之外，根据具体应用情况，连续血压测量装置还可以包括任何其他适当的组件。
需要说明的是，本申请实施例提供的一种基于超声多普勒的连续血压测量方法实施例、连续血压测量方法装置实施例和电子设备实施例属于同一构思；各实施例所记载的技术方案中各技术特征之间，在不冲突的情况下，可以任意组合。
应当理解，以上实施例均为示例性的，不用于包含权利要求所包含的所有可能的实施方式。在不脱离本公开的范围的情况下，还可以在以上实施例的基础上做出各种变形和改变。同样的，也可以对以上实施例的各个技术特征进行任意组合，以形成可能没有被明确描述的本申请的另外的实施例。因此，上述实施例仅表达了本申请的几种实施方式，不对本申请专利的保护范围进行限制。

Claims (10)

  1. 一种基于超声多普勒的连续血压测量装置，包括：
    获取模块，配置为在对待测动脉从开始到结束的加压操作中，持续获取施加的压力；以及，持续获取所述待测动脉的多普勒血流信号，其中，在所述加压操作时获取的多普勒血流信号为第一多普勒血流信号，在所述加压操作之后获取的多普勒血流信号为第二多普勒血流信号；
    确定模块，配置为根据所述第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，并根据所有所述最大血流强度及其变化在获取的所有所述压力中确定标准血压；
    处理模块，配置为对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理以确定初始血流参数和当前血流参数，根据所述初始血流参数和所述当前血流参数对所述标准血压进行修正以得到当前血压。
  2. 如权利要求1所述的基于超声多普勒的连续血压测量装置，其中，所述确定模块，配置为根据所述第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，包括所述确定模块配置为执行：
    对所述第一多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第一频谱包络曲线；
    依次识别所述第一频谱包络曲线的各个所述第一脉搏周期，得到相应的第一脉搏周期曲线；
    在每个所述第一脉搏周期曲线上提取第一最大血流速度，其中，所述第一最大血流速度表征所述最大血流强度。
  3. 如权利要求2所述的基于超声多普勒的连续血压测量装置，还包括：加压部；
    所述加压部配置为对所述待测动脉施加压力，并具体配置为在对所述待测动脉从开始到结束的加压操作中，若获取的第一最大血流速度小于设定的血流速度阈值，则结束所述加压操作，否则继续进行加压操作。
  4. 如权利要求2所述的基于超声多普勒的连续血压测量装置，其中，所述对所述第一多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第一频谱包络曲线，包括：
    持续获取所述第一多普勒血流信号的多列第一功率谱密度S 1(n)，得到各列所述第一功率谱密度S 1(n)对应的第一积分曲线P 1(n)；
    在所述积分曲线P 1(n)上确定第一最大流速点，并连接各列确定的第一最大流速点，得到第一频谱包络曲线。
  5. 如权利要求2或3所述的基于超声多普勒的连续血压测量装置，其中，所述确定模块，配置为根据所有所述最大血流强度及其变化在获取的所有所述压力中确定标准血压，包括所述确定模块配置为执行：
    若获取的第一最大血流速度小于设定的血流速度阈值，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为收缩压SBP 0；
    若获取的第一最大血流速度相较于上一个第一脉搏周期中的第一最大血流速度的变化满足设定的约束条件，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为舒张压DBP 0；所述约束条件包括在保存的多个第一最大血流速度数据中搜索，当第一最大血流速度开始有变化时的压力为舒张压DBP 0，开始有变化的定义为当前的第一最大血流 速度与相邻的上一个脉搏周期中的第一最大血流速度的变化绝对值为5％-10％。
  6. 如权利要求1所述的基于超声多普勒的连续血压测量装置，其中，所述处理模块，配置为对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理以确定初始血流参数和当前血流参数，包括所述处理模块配置为执行：
    对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第二频谱包络曲线；
    依次识别所述第二频谱包络曲线的各个第二脉搏周期，得到相应的第二脉搏周期曲线；
    在始末第二脉搏周期曲线上提取初始血流参数和当前血流参数，其中，血流参数包括最大血流速度、速度时间积分和心率。
  7. 如权利要求6所述的基于超声多普勒的连续血压测量装置，其中，所述在始末第二脉搏周期曲线上提取初始血流参数和当前血流参数，包括：
    对始末的多个第二脉搏周期曲线分别进行重叠拟合，并在拟合后的始末第二脉搏周期曲线上提取初始血流参数和当前血流参数。
  8. 如权利要求6或7所述的基于超声多普勒的连续血压测量装置，其中，所述根据所述初始血流参数和所述当前血流参数对所述标准血压进行修正以得到当前血压，包括：
    根据最大血流速度的初始值和当前值、速度时间积分的初始值和当前值对所述标准血压中的收缩压SBP 0进行修正得到当前收缩压SBP n；
    根据最大血流速度的初始值和当前值、心率的初始值和当前值对所述标准血压中的舒张压DBP 0进行修正得到当前舒张压DBP n；
    其中，得到当前收缩压SBP n的数学公式为：
    SBP n＝SBP 0+(b·(Vti n-Vti 0)/Vti 0+a·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0)·SBP 0，
    得到当前舒张压DBP n的数学公式为：
    DBP n＝DBP 0+(x·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0+y·(Hr n-Hr 0)/Hr 0)·DBP 0，
    式中，a和b依次为在求解当前收缩压SBP n中最大血流速度和速度时间积分的相对误差的修正系数，x和y依次为在求解当前舒张压DBP n中最大血流速度和心率的相对误差的修正系数，SBP 0和DBP 0依次为标准血压中的收缩压和舒张压，SBP n和DBP n依次为当前血压中的收缩压和舒张压，其中，修正系数为常数。
  9. 一种基于超声多普勒的连续血压测量装置，包括：
    加压部，其被配置为对待测动脉施加压力；
    超声多普勒传感器，其被配置为采集所述待测动脉的多普勒血流信号；
    血压测量器，其与所述超声多普勒传感器和所述加压部均相连，并被配置为：
    在对待测动脉从开始到结束的加压操作中，持续获取施加的压力；
    持续获取所述待测动脉的多普勒血流信号，其中，所述多普勒血流信号在所述加压操作时获取的为第一多普勒血流信号，在所述加压操作之后获取的为第二多普勒血流信号；
    根据所述第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，并根据所有所述最大血流强度及其变化在获取的所有所述压力中确定标准血压；
    对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理来计算出初始血流参数和当前血流参数，通过所述初始血流参数和所述当前血流参数对所述标准血压进行修正来得到当前血压；
    所述根据所述第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度的具体步骤包括：
    对所述第一多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第一频谱包络曲线；
    依次识别所述第一频谱包络曲线的各个所述第一脉搏周期，得到相应的第一脉搏周期曲线；
    在每个所述第一脉搏周期曲线上提取第一最大血流速度，其中，所述第一最大血流速度表征所述最大血流强度；
    所述根据所有所述最大血流强度及其变化在获取的所有所述压力中确定标准血压的具体步骤包括：
    若获取的第一最大血流速度小于设定的血流速度阈值，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为收缩压SBP 0；
    若获取的第一最大血流速度相较于上一个第一脉搏周期中的第一最大血流速度的变化满足设定的约束条件，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为舒张压DBP 0；所述约束条件包括在保存的多个第一最大血流速度数据中搜索，当第一最大血流速度开始有变化时的压力为舒张压DBP 0，开始有变化的定义为当前的第一最大血流速度与相邻的上一个脉搏周期中的第一最大血流速度的变化绝对值为5％-10％；
    所述对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理来计算出初始血流参数和当前血流参数的具体步骤包括：
    对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第二频谱包络曲线；
    依次识别所述第二频谱包络曲线的各个第二脉搏周期，得到相应的第二脉搏周期曲线；
    在始末第二脉搏周期曲线上提取初始血流参数和当前血流参数，其中，血流参数包括最大血流速度、速度时间积分和心率；
    所述通过所述初始血流参数和所述当前血流参数对所述标准血压进行修正来得到当前血压的具体步骤包括：
    根据最大血流速度的初始值和当前值、速度时间积分的初始值和当前值对所述标准血压中的收缩压SBP 0进行修正得到当前收缩压SBP n；
    根据最大血流速度的初始值和当前值、心率的初始值和当前值对所述标准血压中的舒张压DBP 0进行修正得到当前舒张压DBP n；
    其中，得到当前收缩压SBP n的数学公式为：
    SBP n＝SBP 0+(b·(Vti n-Vti 0)/Vti 0+a·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0)·SBP 0，
    得到当前舒张压DBP n的数学公式为：
    DBP n＝DBP 0+(x·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0+y·(Hr n-Hr 0)/Hr 0)·DBP 0，
    式中，a和b依次为在求解当前收缩压SBP n中最大血流速度和速度时间积分的相对误差的修正系数，x和y依次为在求解当前舒张压DBP n中最大血流速度和心率的相 对误差的修正系数，SBP 0和DBP 0依次为标准血压中的收缩压和舒张压，SBP n和DBP n依次为当前血压中的收缩压和舒张压，其中，修正系数为常数。
  10. 一种电子设备，包括：
    处理器；
    用于存储计算机可执行指令的存储器；
    所述处理器，用于执行所述计算机可执行指令，以实现基于超声多普勒的连续血压测量方法；所述连续血压测量方法包括以下步骤：
    在对待测动脉从开始到结束的加压操作中，持续获取施加的压力；
    持续获取所述待测动脉的多普勒血流信号，其中，所述多普勒血流信号在所述加压操作时获取的为第一多普勒血流信号，在所述加压操作之后获取的为第二多普勒血流信号；
    根据所述第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度，并根据所有所述最大血流强度及其变化在获取的所有所述压力中确定标准血压；
    对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理来计算出初始血流参数和当前血流参数，通过所述初始血流参数和所述当前血流参数对所述标准血压进行修正来得到当前血压；
    所述根据所述第一多普勒血流信号得到各个第一脉搏周期的最大血流强度的具体步骤包括：
    对所述第一多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第一频谱包络曲线；
    依次识别所述第一频谱包络曲线的各个所述第一脉搏周期，得到相应的第一脉搏周期曲线；
    在每个所述第一脉搏周期曲线上提取第一最大血流速度，其中，所述第一最大血流速度表征所述最大血流强度；
    所述根据所有所述最大血流强度及其变化在获取的所有所述压力中确定标准血压的具体步骤包括：
    若获取的第一最大血流速度小于设定的血流速度阈值，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为收缩压SBP 0；
    若获取的第一最大血流速度相较于上一个第一脉搏周期中的第一最大血流速度的变化满足设定的约束条件，则以该获取的第一最大血流速度所对应的压力作为舒张压DBP 0；所述约束条件包括在保存的多个第一最大血流速度数据中搜索，当第一最大血流速度开始有变化时的压力为舒张压DBP 0，开始有变化的定义为当前的第一最大血流速度与相邻的上一个脉搏周期中的第一最大血流速度的变化绝对值为5％-10％；
    所述对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理来计算出初始血流参数和当前血流参数的具体步骤包括：
    对所述第二多普勒血流信号进行频谱包络处理，得到第二频谱包络曲线；
    依次识别所述第二频谱包络曲线的各个第二脉搏周期，得到相应的第二脉搏周期曲线；
    在始末第二脉搏周期曲线上提取初始血流参数和当前血流参数，其中，血流参数 包括最大血流速度、速度时间积分和心率；
    所述通过所述初始血流参数和所述当前血流参数对所述标准血压进行修正来得到当前血压的具体步骤包括：
    根据最大血流速度的初始值和当前值、速度时间积分的初始值和当前值对所述标准血压中的收缩压SBP 0进行修正得到当前收缩压SBP n；
    根据最大血流速度的初始值和当前值、心率的初始值和当前值对所述标准血压中的舒张压DBP 0进行修正得到当前舒张压DBP n；
    其中，得到当前收缩压SBP n的数学公式为：
    SBP n＝SBP 0+(b·(Vti n-Vti 0)/Vti 0+a·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0)·SBP 0，
    得到当前舒张压DBP n的数学公式为：
    DBP n＝DBP 0+(x·(Vmax n-Vmax 0)/Vmax 0+y·(Hr n-Hr 0)/Hr 0)·DBP 0，
    式中，a和b依次为在求解当前收缩压SBP n中最大血流速度和速度时间积分的相对误差的修正系数，x和y依次为在求解当前舒张压DBP n中最大血流速度和心率的相对误差的修正系数，SBP 0和DBP 0依次为标准血压中的收缩压和舒张压，SBP n和DBP n依次为当前血压中的收缩压和舒张压，其中，修正系数为常数。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN117379683A (zh) * 2023-12-12 2024-01-12 苏州晟智医疗科技有限公司 反搏辅助装置、计算设备、存储介质及反搏系统

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN114652351B (zh) * 2022-05-24 2022-10-14 苏州圣泽医疗科技有限公司 基于超声多普勒的连续血压测量方法、装置和电子设备
CN116172609B (zh) * 2023-04-19 2023-07-04 苏州圣泽医疗科技有限公司 血压测量装置、系统、存储介质和电子设备
CN117137465B (zh) * 2023-11-01 2024-04-16 深圳市奋达智能技术有限公司 一种血流动力参数测量方法及其相关设备

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104883967A (zh) * 2012-11-08 2015-09-02 勒·泰 改进的血压监测器及方法
CN106413528A (zh) * 2014-05-19 2017-02-15 高通股份有限公司 无干扰血压测量
US20180199834A1 (en) * 2017-01-18 2018-07-19 Stryker Corporation Non-invasive blood pressure measurement using pulse wave velocity
CN109044302A (zh) * 2018-07-03 2018-12-21 京东方科技集团股份有限公司 测量血压的装置、电子设备以及计算机可读存储介质
CN111631699A (zh) * 2020-05-18 2020-09-08 华南理工大学 一种用于保持脑血流稳定的动脉血压目标值范围评估系统
WO2020246258A1 (ja) * 2019-06-03 2020-12-10 富士フイルム株式会社 血圧測定装置、血圧測定システム、血圧測定方法、及び、血圧測定プログラム
CN114343713A (zh) * 2015-09-28 2022-04-15 浙江佳云医疗科技有限公司 一种无袖带血压连续监测方法及系统
CN114652351A (zh) * 2022-05-24 2022-06-24 苏州圣泽医疗科技有限公司 基于超声多普勒的连续血压测量方法、装置和电子设备

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3403917B2 (ja) * 1997-05-26 2003-05-06 株式会社日立メディコ 超音波断層装置
CN1259332A (zh) * 1998-11-09 2000-07-12 张立 一种人体多器官循环系统标准值测定设备及其测定方法
US6508766B2 (en) * 2000-01-20 2003-01-21 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasound diagnostic apparatus
JP3898047B2 (ja) * 2001-07-09 2007-03-28 セイコーインスツル株式会社 血液レオロジー測定装置
JP3848589B2 (ja) * 2002-03-22 2006-11-22 セイコーインスツル株式会社 循環動態測定装置
US7539532B2 (en) * 2006-05-12 2009-05-26 Bao Tran Cuffless blood pressure monitoring appliance
TW201018445A (en) * 2008-11-04 2010-05-16 Univ Chaoyang Technology Oscillometry-based blood flow measurement device
CN103415246B (zh) * 2011-03-01 2015-11-25 皇家飞利浦有限公司 用于针对血流测量定位多普勒超声换能器的方法和设备以及用于血流测量的系统
JP6597410B2 (ja) * 2016-03-04 2019-10-30 セイコーエプソン株式会社 生体情報測定装置および生体情報測定方法
US11185237B2 (en) * 2018-03-06 2021-11-30 Robert Bosch Gmbh Calibration methods for blood pressure devices
US11096582B2 (en) * 2018-11-20 2021-08-24 Veris Health Inc. Vascular access devices, systems, and methods for monitoring patient health
US11883229B2 (en) * 2020-04-10 2024-01-30 GE Precision Healthcare LLC Methods and systems for detecting abnormal flow in doppler ultrasound imaging
CN113367730A (zh) * 2021-06-18 2021-09-10 苏州圣泽医疗科技有限公司 一种双频超声多普勒同时测量血流参数的方法及装置
CN113425269A (zh) * 2021-07-16 2021-09-24 维沃移动通信有限公司 生物特征信息的测量方法、装置和电子设备
CN113679419B (zh) * 2021-08-24 2023-11-21 苏州晟智医疗科技有限公司 一种可调节的多普勒频谱包络线参数计算方法

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104883967A (zh) * 2012-11-08 2015-09-02 勒·泰 改进的血压监测器及方法
CN106413528A (zh) * 2014-05-19 2017-02-15 高通股份有限公司 无干扰血压测量
CN114343713A (zh) * 2015-09-28 2022-04-15 浙江佳云医疗科技有限公司 一种无袖带血压连续监测方法及系统
US20180199834A1 (en) * 2017-01-18 2018-07-19 Stryker Corporation Non-invasive blood pressure measurement using pulse wave velocity
CN109044302A (zh) * 2018-07-03 2018-12-21 京东方科技集团股份有限公司 测量血压的装置、电子设备以及计算机可读存储介质
WO2020246258A1 (ja) * 2019-06-03 2020-12-10 富士フイルム株式会社 血圧測定装置、血圧測定システム、血圧測定方法、及び、血圧測定プログラム
CN111631699A (zh) * 2020-05-18 2020-09-08 华南理工大学 一种用于保持脑血流稳定的动脉血压目标值范围评估系统
CN114652351A (zh) * 2022-05-24 2022-06-24 苏州圣泽医疗科技有限公司 基于超声多普勒的连续血压测量方法、装置和电子设备

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN117379683A (zh) * 2023-12-12 2024-01-12 苏州晟智医疗科技有限公司 反搏辅助装置、计算设备、存储介质及反搏系统
CN117379683B (zh) * 2023-12-12 2024-02-27 苏州晟智医疗科技有限公司 反搏辅助装置、计算设备、存储介质及反搏系统

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