CN115316968A - 基于实时脉搏波信号的收缩压测量装置及方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及电子血压计的医疗电子信息技术领域，特别是涉及一种基于实时脉搏波信号的收缩压测量装置与方法。本发明的基于实时脉搏波信号的收缩压测量装置包括：数据采集处理中心和测量附件，数据采集处理中心主要由主控MCU、高精度AD采集模块、压力传感器、气泵、线性阀、显示模块组成；测量附件包括：1个袖带、1个脉搏波传感器。本发明的装置与相应方法能够实现个性化测量、实时测量以及提高了测量精度。

Description

基于实时脉搏波信号的收缩压测量装置及方法

技术领域

本发明涉及电子血压计的医疗电子信息技术领域，特别是涉及一种基于实时脉搏波信号的收缩压测量装置与方法。

背景技术

世界卫生组织相关调查报告指出，心脑血管疾病位居世界致死病因的首位，随着国内经济水平发展，我国居民的心脑血管患病率居高不下，其中高血压及动脉硬化是常见的病种。血压作为生命体征检测的指标，能够反映心血管功能，因此，实现日常血压监测具有重要意义。动脉血压分为收缩压SP(systolic pressure)和舒张压 DP(diastolicpressure)，SP是指一个心动周期中，左心室射血时动脉血压升高所能达到的最大值；DP是指左心室舒张末期动脉血压下降所达到的最小值。

当前血压测量主要有有创法和无创法两大类。有创类测量法是将压力传感器插入人体动脉中，直接连续检测血管内压力。这种方法获得的是被测血管内的真实压力，准确性高。但由于需要进行专业手术，对血管有破坏性，另外存在创口感染风险，应用并不广泛。无创类测量法分为间歇式测量和连续性测量。

间歇式测量法分为柯氏音听诊法、示波法，均利用充气袖带在放气过程时测量血压值，可以较好地反映测量结果，是临床及科研参考的常用标准，但一致性上较差，特别是对于听诊法，其缺点在于人为影响因素多，不同操作者受经验、听力等因素影响，测量结果可能存在较大差异。连续性测量法主要是在人体体表相应位置放置传感器，测量由于血管内血压变化引起的体表生理信号变化，经过特定的数学推导模型，基于统计学确定特定参数来计算血管内的压力值。常见的方法有动脉张力法、容积补偿法、脉搏波特征参数测定法和脉搏波速法等。但这类方法在测量准确度、测量设备复杂度、佩戴舒适度等方面存在不足。

当前普遍使用的电子血压仪即采用了连续性测量法，通过在人体体表特定位置放置传感器，测量血管内血压变化所带来的体表生理信号变化，分析受试者不同的生理信号来测量收缩压，不同受试者的生理信号受年龄、性别、身高、健康程度等多个因素影响，但各个因素的影响因子尚不可知。对于一些基于脉搏波信号来测量收缩压的血压仪，大多使用桡动脉处的脉搏波信号来计算收缩压，而肱动脉处的脉搏波到桡动脉的脉搏波存在传导时间，脉搏波信号受到受试者生理特征多因素的影响，并且脉搏波信号采集过程易受测量环境的影响，脉搏波信号存在较多的噪点和漂移，导致无法较好表示出不同受试者传导时间的差异。

发明内容

本发明所要解决的技术问题是：提高SP测试结果的准确性和可靠性，减少人为操作误差因素以及基于统计学模型进行血压计算带来无法精准体现个体特征的影响，实现SP的精准和个性化测量。

本发明的基于实时脉搏波信号的收缩压测量装置包括：数据采集处理中心和测量附件，数据采集处理中心主要由主控MCU、高精度AD 采集模块、压力传感器、气泵、线性阀、显示模块组成；测量附件包括：1个袖带、1个脉搏波传感器。

袖带用于对人体血管施加压力，脉搏传感器用于采集人体脉搏信号，压力传感器用于将袖带内的实时压力转换成电信号，气泵用于为袖带中的气囊充气，线性阀用于为袖带线性放气，高精度AD采集模块用于采集压力传感器和脉搏波传感器的电信号，主控MCU用于控制和检测各硬件组件工作状态，包括控制气泵充气、控制线性阀放气、从高精度AD采集模块实时读数字量，同时还负责对硬件系统采集的数据进行实时处理，根据数据的特征得到最终的SP，同时动态决定测试进程，完成测试过程。

采用本发明的测量装置进行收缩压测量的方法是：

(1)系统初始化：系统加电后，调用初始化程序完成对系统硬件的常规检测和正常工作状态设置，与上位机完成握手后转入主程序，等待命令；

(2)信息录入：录入受试者的性别、年龄、身高、体重信息；

受试者处于静坐状态、平卧等血压测量规范体位和状态，在整个测试过程中要保持体态平稳、呼吸均匀，避免刺激造成心跳不平稳；

(3)固定袖带和脉搏波传感器：将袖带平整缚于受试者上臂肱动脉处，将脉搏波传感器固定于受试者桡动脉处；

(4)脉搏波特征信号的采集：

(4-1)系统开始测量后，令气泵给袖带不断充气加压，袖带中的气囊逐渐膨胀将受试者血管逐渐压瘪，当血管被完全夹闭，血液不再由上臂动脉流至桡动脉，此时脉搏波特征信号消失，如图3所示，此时气泵停止给袖带充气。

(4-2)缓慢给气囊放气，随着袖带内气压逐步降低，少量血液的流动将产生可以检测到的脉搏波信号，从而形成首个可检测到的脉搏波特征信号，如图4所示，采集并记录该首个脉搏波特征信号。

(5)脉搏波特征信号的处理：

采集脉搏波信号并作平滑处理，得到稳定的脉搏波信号。

(5-1)从第一个采样点开始，使用移动平均法，计算每个采样点连同左右两个采样点三者的平均数，作为该点平滑后的值；同时，检测采样点是否为突变点，即计算相邻两个采样点值的差值是否大于给定阈值，若大于设定阈值，则该采样点为突变点；利用三次多项式对已有采样点来进行拟合插值。图5为一个心跳周期内脉搏波信号示意图。

由于血液从肱动脉到桡动脉存在传播时差，为准确表示肱动脉处的SP，故通过计算从肱动脉到桡动脉的脉搏波传导时间，利用采样频率计算该段时间对应的采样点数N，将首个可检测的脉搏波特征信号向前移动N个采样点，将此时对应的气囊内压力值作为SP。

其中，从肱动脉到桡动脉的脉搏波传导时间PWTT计算公式为：

其中，C为脉搏波传播速度，S为脉搏波传播距离。

脉搏波传播速度C的计算公式为：

其中，h为血管壁厚度，D为血管内径，E为血管的杨氏弹性模量，ρ为血液密度，K为莫恩斯常量，对于人的主动脉K值为0.8。

(6)计算心跳周期：求脉搏波信号的一阶微分，如图6所示，通过自适应阈值法来识别波峰，此波峰值为一个心跳周期的起点，计算两个波峰间的采样个数，即为心跳周期。

(7)在袖带逐渐降压的过程中，寻找脉搏波信号恢复后的首个可检测点，具体如下：求其一阶微分，如图6所示，逐个判断每个采样点的前一个采样点的微分值是否小于0，且后一个采样点的微分值是否大于0，若满足此条件，则判断之后连续8个采样点的信号值是否呈上升趋势，若满足此条件，则在(6)中求得的心跳周期内，重复上述判断，看是否存在另一个满足上述条件的采样点，若存在，则该点为所找的首个脉搏波信号的可检测点，记作P，如图4示。

(8)根据《中国成年人人体尺寸》表，利用受试者年龄和身高，查找对应的上臂长和前壁长并求和，其值为脉搏波传播距离S；利用脉搏波传播速度计算公式，求出脉搏波传播速度C，带入脉搏波传导时间计算公式，求出从肱动脉到桡动脉存在传播时差T，利用采样频率(256HZ)，计算T所对应的采样点数N，找到首个脉搏波信号的可检测点P的第前N个脉搏波信号采样点，记作RealP，如图7所示。

(9)在压力波形上，找到RealP所对应的压力值，即为SP，如图8所示。

为验证本测量方法的有效性，选取人口统计信息(年龄、身高、体重、上臂围、性别等)具有多样性的受试者若干名，在相同测量环境下，按照规范的血压测量方法，分别使用双耳听诊器和本发明中提出的方法测量受试者的收缩压。

根据相关临床指南，收缩压受年龄因素影响较为显著，故将受试者按年龄分组，并比较各年龄组下本发明所提出方法测量值与双耳听诊器测量值差值的标准差。

20-29岁受试者的基本信息参见图9所示，受试者分别为10位男性和10位女性，测量结果如图10所示，结合图9和图10，在20-29 岁受试者中采用本发明所述测量方法与双耳听诊器差值的标准差值为3.54。30-39岁受试者的基本信息参见图11所示，受试者分别为10位男性和10位女性，测量结果如图12所示，结合图11和图12，在30-39岁受试者中采用本发明所述测量方法与双耳听诊器差值的标准差值为1.42。40-49岁受试者的基本信息参见图13所示，受试者分别为10位男性和10位女性，测量结果如图14所示，结合图13 和图14，在40-49岁受试者中采用本发明所述测量方法与双耳听诊器差值的标准差值为3.26。50-59岁受试者的基本信息参见图15所示，受试者分别为10位男性和10位女性，测量结果如图16所示，结合图15和图16，在50-59岁受试者中采用本发明所述测量方法与双耳听诊器差值的标准差值为2.59。60-69岁受试者的基本信息参见图17所示，受试者分别为10位男性和10位女性，测量结果如图18 所示，结合图17和图18，在60-69岁受试者中采用本发明所述测量方法与双耳听诊器差值的标准差值为2.71。

本发明与现有技术相比的有益效果是：

(1)本发明的装置与相应方法能够实现个性化测量，受试者测量过程中佩戴袖带与脉搏波传感器，SP值的确定仅与个体脉搏波波形变化、袖带压力变化及测量时间相关，不参考通用统计学模型参数，能够充分体现受试者生理电信号特征对SP的影响。

(2)本发明的装置与相应方法能够实现实时测量，测量过程中实时连续采集袖带内压力变化和对应脉搏波特征信号的变化，同步计算受试个体的SP。

(3)本发明的装置与相应方法提高了测量精度，通过信号处理采集稳定的脉搏波信号，并通过多重条件筛选来确定首个可检测到的脉搏波信号，确保其准确性；在确定SP值时，同时考虑了从肱动脉到桡动脉的脉搏波传导时间，并对SP测量方法进行修正，准确反应肱动脉处的SP值；与国际无创血压测量的“金标准”柯氏音法相比，能够精准确定血流重新冲开血管后发出与脉搏同步的冲击音时间，避免了由测量人员听力、反应能力、熟练度、技术水平不同所带来的误差。具体地，本发明利用受试者年龄和身高，查找相应的臂长来作为脉搏波传播距离，同时计算出脉搏波传播速度，求出从肱动脉到桡动脉的脉搏波传导时间，从首个可检测的脉搏波特征信号向前回溯该部分对应的采样点，修正了利用桡动脉脉搏波测量收缩压的计算误差，强化了受试个体间的生理特征差异性。

附图说明

图1为本发明所使用的数据采集处理中心结构示意图。

图2为桡动脉脉搏波信号示意图。

图3为桡动脉脉搏波信号消失示意图。

图4为首个可检测到的脉搏波特征信号。

图5为一个心跳周期内的脉搏波信号示意图。

图6为脉搏波信号的一阶微分示意图。

图7为首个脉搏波信号的可检测点P的第前N个脉搏波信号采样点RealP的示意图。

图8为压力波形上RealP所对应的压力值。

图9为20-29岁受试者的基本信息。

图10为20-29岁受试者测量结果。

图11为30-39岁受试者的基本信息。

图12为30-39岁受试者测量结果。

图13为40-49岁受试者的基本信息。

图14为40-49岁受试者测量结果。

图15为50-59岁受试者的基本信息。

图16为50-59岁受试者测量结果。

图17为60-29岁受试者的基本信息。

图18为60-29岁受试者测量结果。

其中：

a点表示脉搏波信号消失点；

b点表示首个可检测到的搏波特征信号点；

c点表示考虑脉搏传递时间后向前修正N个采样点；

d点表示考虑脉搏传递时间后修正位置；

e点表示考虑脉搏传递时间后压力曲线对应位置；

f点表示可检测的首个脉搏波信号；

g表示考虑脉搏传递时间后的位置；

h表示压力曲线上应位置；

k表示检测应的压力值。

具体实施方式

本发明的基于实时脉搏波信号的收缩压测量装置包括：数据采集处理中心和测量附件，数据采集处理中心主要由主控MCU、高精度AD 采集模块、压力传感器、气泵、线性阀、显示模块组成；测量附件包括：1个袖带、1个脉搏波传感器。

袖带用于对人体血管施加压力，脉搏传感器用于采集人体脉搏信号，压力传感器用于将袖带内的实时压力转换成电信号，气泵用于为袖带中的气囊充气，线性阀用于为袖带线性放气，高精度AD采集模块用于采集压力传感器和脉搏波传感器的电信号，主控MCU用于控制和检测各硬件组件工作状态，包括控制气泵充气、控制线性阀放气、从高精度AD采集模块实时读数字量，同时还负责对硬件系统采集的数据进行实时处理，根据数据的特征得到最终的SP，同时动态决定测试进程，完成测试过程。

采用本发明的测量装置进行收缩压测量的方法是：

(1)系统初始化：系统加电后，调用初始化程序完成对系统硬件的常规检测和正常工作状态设置，与上位机完成握手后转入主程序，等待命令；

(2)信息录入：录入受试者的性别、年龄、身高、体重信息；

受试者处于静坐状态、平卧等血压测量规范体位和状态，在整个测试过程中，被测者要保持体态平稳，呼吸均匀，避免刺激造成心跳不平稳；

(3)固定袖带和脉搏波传感器：将袖带平整缚于受试者上臂肱动脉处，将脉搏波传感器固定于受试者桡动脉处；

(4)脉搏波特征信号的采集：

(4-1)系统开始测量后，令气泵给袖带不断充气加压，袖带中的气囊逐渐膨胀将受试者血管逐渐压瘪，当血管被完全夹闭，血液不再由上臂动脉流至桡动脉，此时脉搏波特征信号消失，如图3所示，此时气泵停止给袖带充气。

(4-2)缓慢给气囊放气，随着袖带内气压逐步降低，少量血液的流动将产生可以检测到的脉搏波信号，从而形成首个可检测到的脉搏波特征信号，如图4所示，采集并记录该首个脉搏波特征信号。

(5)脉搏波特征信号的处理：

采集脉搏波信号并作平滑处理，得到稳定的脉搏波信号。

(5-1)从第一个采样点开始，使用移动平均法，计算每个采样点连同左右两个采样点三者的平均数，作为该点平滑后的值；同时，检测采样点是否为突变点，即计算相邻两个采样点值的差值是否大于给定阈值，若大于设定阈值，则该采样点为突变点；利用三次多项式对已有采样点来进行拟合插值。图5为一个心跳周期内脉搏波信号示意图。

(6)计算心跳周期：求脉搏波信号的一阶微分，如图6所示，通过自适应阈值法来识别波峰，此波峰值为一个心跳周期的起点，计算两个波峰间的采样个数，即为心跳周期。

(7)在袖带逐渐降压的过程中，寻找脉搏波信号恢复后的首个可检测点，具体如下：求其一阶微分，如图6所示，逐个判断每个采样点的前一个采样点的微分值是否小于0，且后一个采样点的微分值是否大于0，若满足此条件，则判断之后连续8个采样点的信号值是否呈上升趋势，若满足此条件，则在(6)中求得的心跳周期内，重复上述判断，看是否存在另一个满足上述条件的采样点，若存在，则该点为所找的首个脉搏波信号的可检测点，记作P，如图4示。

(8)根据《中国成年人人体尺寸》表，利用受试者年龄和身高，查找对应的上臂长和前壁长并求和，其值为脉搏波传播距离S；利用脉搏波传播速度计算公式，求出脉搏波传播速度C，带入脉搏波传导时间计算公式，求出从肱动脉到桡动脉存在传播时差T，利用采样频率(256HZ)，计算T所对应的采样点数N，找到首个脉搏波信号的可检测点P的第前N个脉搏波信号采样点，记作RealP，如图7所示。

由于血液从肱动脉到桡动脉存在传播时差，为准确表示肱动脉处的SP，故通过计算从肱动脉到桡动脉的脉搏波传导时间，利用采样频率计算该段时间对应的采样点数N，将首个可检测的脉搏波特征信号向前移动N个采样点，将此时对应的气囊内压力值作为SP。

其中，从肱动脉到桡动脉的脉搏波传导时间PWTT计算公式为：

其中，C为脉搏波传播速度，S为脉搏波传播距离。

脉搏波传播速度C的计算公式为：

其中，h为血管壁厚度，D为血管内径，E为血管的杨氏弹性模量，ρ为血液密度，K为莫恩斯常量，对于人的主动脉K值为0.8。

(9)在压力波形上，找到RealP所对应的压力值，即为SP，如图8所示。

Claims (2)

1.一种基于实时脉搏波特征信号的收缩压测量装置，其特征在于该装置包括：数据采集处理中心和测量附件，所述数据采集处理中心主要由主控MCU、高精度AD采集模块、压力传感器、气泵、线性阀、显示模块组成；所述测量附件包括：1个袖带、1个脉搏波传感器；所述袖带用于对人体血管施加压力，所述脉搏波传感器用于采集人体脉搏信号，所述压力传感器用于将袖带内的实时压力转换成电信号，所述气泵用于为袖带中的气囊充气，所述线性阀用于为袖带线性放气，所述高精度AD采集模块用于采集所述压力传感器和所述脉搏波传感器的电信号，所述主控MCU用于控制和检测各硬件组件工作状态，包括控制气泵充气、控制线性阀放气、从高精度AD采集模块实时读数字量，同时还负责对硬件系统采集的数据进行实时处理，根据数据的特征得到最终的SP，同时动态决定测试进程，完成测试过程。

2.根据权利要求1所述的测量装置进行收缩压测量的步骤是：

(1)系统初始化：系统加电后，调用初始化程序完成对系统硬件的常规检测和正常工作状态设置，与上位机完成握手后转入主程序，等待命令；

(2)信息录入：录入受试者的性别、年龄、身高、体重信息；受试者处于静坐状态、平卧等血压测量规范体位和状态，在整个测试过程中，被测者要保持体态平稳，呼吸均匀，避免刺激造成心跳不平稳；

(3)固定袖带和脉搏波传感器：将袖带平整缚于受试者上臂肱动脉处，将脉搏波传感器固定于受试者桡动脉处；

(4)脉搏波特征信号的采集：

(4-1)系统开始测量后，令气泵给袖带不断充气加压，袖带中的气囊逐渐膨胀将受试者血管逐渐压瘪，当血管被完全夹闭，血液不再由上臂动脉流至桡动脉，此时脉搏波特征信号消失，此时气泵停止给袖带充气；

(4-2)缓慢给气囊放气，随着袖带内气压逐步降低，少量血液的流动将产生可以检测到的脉搏波特征信号，从而形成首个可检测到的脉搏波特征信号，采集并记录该首个脉搏波特征信号；

(5)脉搏波特征信号的处理：采集脉搏波特征信号并作平滑处理，得到稳定的脉搏波特征信号；

(5-1)从第一个采样点开始，使用移动平均法，计算每个采样点连同左右两个采样点三者的平均数，作为该点平滑后的值；同时，检测采样点是否为突变点，即计算相邻两个采样点值的差值是否大于给定阈值，若大于设定阈值，则该采样点为突变点；利用三次多项式对已有采样点来进行拟合插值；

(6)计算心跳周期：求脉搏波特征信号的一阶微分，通过自适应阈值法来识别波峰，此波峰值为一个心跳周期的起点，计算两个波峰间的采样个数，即为心跳周期；

(7)在袖带逐渐降压的过程中，寻找脉搏波特征信号恢复后的首个可检测点，具体如下：求其一阶微分，逐个判断每个采样点的前一个采样点的微分值是否小于0，且后一个采样点的微分值是否大于0，若满足此条件，则判断之后连续8个采样点的信号值是否呈上升趋势，若满足此条件，则在步骤(6)中求得的心跳周期内，重复上述判断，看是否存在另一个满足上述条件的采样点，若存在，则该点为所找的首个脉搏波特征信号的可检测点，记作P；

(8)根据《中国成年人人体尺寸》表，利用受试者年龄和身高，查找对应的上臂长和前壁长并求和，其值为脉搏波传播距离S；利用脉搏波传播速度计算公式，求出脉搏波传播速度C，带入脉搏波传导时间计算公式，求出从肱动脉到桡动脉存在传播时差T，利用256HZ的采样频率，计算T所对应的采样点数N，找到首个脉搏波特征信号的可检测点P的第前N个脉搏波特征信号采样点，记作RealP；

由于血液从肱动脉到桡动脉存在传播时差，为准确表示肱动脉处的SP，故通过计算从肱动脉到桡动脉的脉搏波传导时间，利用采样频率计算该段时间对应的采样点数N，将首个可检测的脉搏波特征信号向前移动N个采样点，将此时对应的气囊内压力值作为SP；

其中，从肱动脉到桡动脉的脉搏波传导时间PWTT计算公式为：

其中，C为脉搏波传播速度，S为脉搏波传播距离；

脉搏波传播速度C的计算公式为：

其中，h为血管壁厚度，D为血管内径，E为血管的杨氏弹性模量，ρ为血液密度，K为莫恩斯常量，对于人的主动脉K值为0.8；

(9)在压力波形上，找到RealP所对应的压力值，即为SP。

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