一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置及方法與流程

本發(fā)明實施例涉及醫(yī)療器械技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置及方法。

背景技術(shù)：

血壓是人體一項重要的基本生理參數(shù)，能夠反應(yīng)出人體心臟和血管的功能狀況。人體血壓是指血液在血管內(nèi)流動時對單位面積血管壁產(chǎn)生的側(cè)壓力，是心室射血和外周阻力共同作用的結(jié)果。血壓分為動脈壓與靜脈壓，通常說的血壓指的是動脈壓，它和心臟功能及外周血管的狀況有緊密的聯(lián)系。血壓是血液流動的前提，正常的心臟每一次跳動都會向大動脈血管射血，再通過小動脈將血液傳送至全身，因此血壓在每個心動周期都始終處于連續(xù)的變化中。現(xiàn)有的血壓檢測方法可以分成有創(chuàng)測量法和無創(chuàng)測量法。動脈插管法是一種有創(chuàng)測量血壓的方法，但是該方法準(zhǔn)備時間較長，并且很容易引起并發(fā)癥，所以無特殊需要我們一般不采用這種方法。而目前常用的無創(chuàng)血壓測量法為柯式音法和示波法，這兩種方法都不能連續(xù)的測量血壓。人體的血壓受身體狀況、環(huán)境條件以及生理韻律等諸多因素的影響，每時每刻都在發(fā)生的變化，單次或間斷性的測量血壓并不能反映人體血壓的變化規(guī)律，也會遺漏一些重要的生理信息，為了更加全面的了解人體血壓的變化情況，學(xué)者們開始探索無創(chuàng)連續(xù)血壓測量方法，這一方法在臨床和家庭心血管功能監(jiān)護(hù)中具有極為重要的意義。

1976年，Brain Gribbin等通過實驗提出，利用脈搏波傳播速度可連續(xù)測量血壓變化，并實現(xiàn)了對血壓變化值的測量。King.D等證明脈搏波傳播速度與平均動脈壓具有較好的相關(guān)性，并采用脈搏波傳播速度進(jìn)行了平均動脈壓的測量。這些研究表明脈搏波傳播速度可以用于連續(xù)血壓的測量。脈搏波傳導(dǎo)速度是指脈搏波由動脈的一特定位置沿管壁傳播至另一特定的位置的速率，由血管長度除以脈搏波傳導(dǎo)時間得到，實際測量中脈搏波傳導(dǎo)時間更容易獲得。

通常獲得脈搏波傳導(dǎo)時間的方法是同步采集心電信號和脈搏波信號，以心電信號的R波波峰為起點，以脈搏波特征點為終點，該段時間差為脈搏波傳導(dǎo)時間。但是實際上R波峰處并不是心臟開始收縮的時間，心臟開始收縮之前有一段準(zhǔn)備的時間稱為射血前期(preejection period，PEP)，所以這段時間不能算是真正意義上的脈搏波傳導(dǎo)時間。射血前期可以評價心室的功能，心室射血能力越強，射血前期越短。有一些患有心血管疾病的老人，測得的脈搏波傳導(dǎo)時間很大，也許就是由于他們的射血前期較長引起的。R.A.Payne等人的研究也證明了上述的這個問題，由于射血前期的存在，使得基于脈搏波傳導(dǎo)時間測量的血壓結(jié)果是不可靠的。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

由于現(xiàn)有的方法無法排除射血前期的影響，使得基于脈搏波傳導(dǎo)時間測量的血壓結(jié)果不可靠的問題，本發(fā)明實施例提出一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置及方法。

第一方面，本發(fā)明實施例提出一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置，包括：微處理器、脈搏波信號采集模塊、心沖擊信號采集模塊、電源管理模塊和數(shù)據(jù)存儲模塊；

所述脈搏波信號采集模塊用于采集脈搏波信號；

所述心沖擊信號采集模塊用于采集心沖擊信號；

所述數(shù)據(jù)存儲模塊用于存儲血壓數(shù)據(jù)和血壓模型；

所述電源管理模塊用于給所述微處理器供電；

所述微處理器分別與所述脈搏波信號采集模塊、所述心沖擊信號采集模塊、所述電源管理模塊和所述數(shù)據(jù)存儲模塊連接，用于根據(jù)所述脈搏波信號、所述心沖擊信號和所述血壓模型，計算得到所述血壓數(shù)據(jù)。

可選地，所述裝置還包括：血壓校準(zhǔn)模塊；

所述血壓校準(zhǔn)模塊與所述微處理器連接，用于首次采集血壓數(shù)據(jù)或復(fù)位時對所述血壓模型進(jìn)行校準(zhǔn)。

可選地，所述裝置還包括：藍(lán)牙傳輸模塊；

所述藍(lán)牙傳輸模塊與所述微處理器連接，用于接收上位機的血壓數(shù)據(jù)采集指令，并實時傳輸所述心沖擊信號和所述脈搏波信號至所述上位機。

可選地，所述裝置還包括：按鍵；

所述按鍵與所述微處理器連接，用于對血壓數(shù)據(jù)采集裝置進(jìn)行開關(guān)及復(fù)位控制。

可選地，所述脈搏波信號采集模塊進(jìn)一步包括：光電容積脈搏波傳感器和脈搏波信號調(diào)理電路；

所述光電容積脈搏波傳感器的輸出端與所述脈搏波信號調(diào)理電路的輸入端連接，用于對生理信號進(jìn)行采集，得到脈搏波信號，并將所述脈搏波信號輸出至所述脈搏波信號調(diào)理電路；

所述脈搏波信號調(diào)理電路用于對所述脈搏波信號進(jìn)行濾波放大并輸出至所述微處理器。

可選地，所述心沖擊信號采集模塊進(jìn)一步包括：三軸加速度傳感器、前置放大電路、高通濾波器、一級放大電路、第一陷波電路、低通濾波器、二級放大電路、第二陷波電路和電平調(diào)整電路；

所述三軸加速度傳感器用于采集加速度信號，并將所述加速度信號依次通過所述前置放大電路、所述高通濾波器、所述一級放大電路、所述第一陷波電路、所述低通濾波器、所述二級放大電路、所述第二陷波電路和所述電平調(diào)整電路進(jìn)行處理，得到心沖擊信號。

可選地，所述微處理器為MSP4305529控制器。

第二方面，本發(fā)明實施例還提出一種血壓數(shù)據(jù)采集方法，包括：

接收脈搏波信號采集模塊采集的脈搏波信號和心沖擊信號采集模塊采集的心沖擊信號；

根據(jù)所述脈搏波信號的特征點得到第一參考點，并根據(jù)所述心沖擊信號的J波峰位置得到第二參考點；

根據(jù)所述第一參考點和所述第二參考點，計算得到脈搏波傳導(dǎo)時間；

將所述脈搏波傳導(dǎo)時間輸入血壓模型，計算得到血壓數(shù)據(jù)。

可選地，所述接收脈搏波信號采集模塊采集的脈搏波信號和心沖擊信號采集模塊采集的心沖擊信號之前，還包括：

首次采集血壓數(shù)據(jù)或復(fù)位時對所述血壓模型進(jìn)行校準(zhǔn)。

可選地，所述將所述脈搏波傳導(dǎo)時間輸入血壓模型，計算得到血壓數(shù)據(jù)，具體包括：

收縮壓SBP為：

SBP＝A×PWTT+B

舒張壓DBP為：

其中，A、B、B₁和B₂均為預(yù)設(shè)常數(shù)，PWTT為所述脈搏波傳導(dǎo)時間；所述血壓數(shù)據(jù)包括所述收縮壓和所述舒張壓。

由上述技術(shù)方案可知，本發(fā)明實施例通過心沖擊信號代替通常采用的心電信號，消除射血前期對血壓測量結(jié)果的影響，提高了脈搏波傳導(dǎo)時間測量血壓的準(zhǔn)確性；且計算簡單，運算量小，通過微處理器容易實現(xiàn)，進(jìn)一步能夠提高計算速度。

附圖說明

為了更清楚地說明本發(fā)明實施例或現(xiàn)有技術(shù)中的技術(shù)方案，下面將對實施例或現(xiàn)有技術(shù)描述中所需要使用的附圖作簡單地介紹，顯而易見地，下面描述中的附圖僅僅是本發(fā)明的一些實施例，對于本領(lǐng)域普通技術(shù)人員來講，在不付出創(chuàng)造性勞動的前提下，還可以根據(jù)這些圖獲得其他的附圖。

圖1為本發(fā)明一實施例提供的一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖2為本發(fā)明另一實施例提供的一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖3為本發(fā)明另一實施例提供的脈搏波信號采集模塊工作的流程示意圖；

圖4為本發(fā)明另一實施例提供的心沖擊信號采集模塊工作的流程示意圖；

圖5為本發(fā)明一實施例提供的血壓數(shù)據(jù)計算過程的流程示意圖；

圖6為本發(fā)明一實施例提供的一種血壓數(shù)據(jù)采集方法的流程示意圖；

圖7為本發(fā)明一實施例提供的計算脈搏波傳導(dǎo)時間的原理示意圖；

圖8為本發(fā)明一實施例提供的血壓模型校準(zhǔn)的流程示意圖。

具體實施方式

下面結(jié)合附圖，對本發(fā)明的具體實施方式作進(jìn)一步描述。以下實施例僅用于更加清楚地說明本發(fā)明的技術(shù)方案，而不能以此來限制本發(fā)明的保護(hù)范圍。

圖1示出了本實施例提供的一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置的結(jié)構(gòu)示意圖，包括：微處理器101、脈搏波信號采集模塊102、心沖擊信號采集模塊103、電源管理模塊104和數(shù)據(jù)存儲模塊105；

所述脈搏波信號采集模塊102用于采集脈搏波信號；

所述心沖擊信號采集模塊103用于采集心沖擊信號；

所述數(shù)據(jù)存儲模塊105用于存儲血壓數(shù)據(jù)和血壓模型；

所述電源管理模塊104用于給所述微處理器供電；

所述微處理器101分別與所述脈搏波信號采集模塊102、所述心沖擊信號采集模塊103、所述電源管理模塊104和所述數(shù)據(jù)存儲模塊105連接，用于根據(jù)所述脈搏波信號、所述心沖擊信號和所述血壓模型，計算得到所述血壓數(shù)據(jù)。

具體地，所述微處理器101通過控制線分別與所述脈搏波信號采集模塊102、所述心沖擊信號采集模塊103、所述電源管理模塊104和所述數(shù)據(jù)存儲模塊105連接。

本實施例提供的血壓數(shù)據(jù)采集裝置體積小，成本低，適合長時間佩戴并連續(xù)的無創(chuàng)測量血壓。

本實施例通過心沖擊信號代替通常采用的心電信號，消除射血前期對血壓測量結(jié)果的影響，提高了脈搏波傳導(dǎo)時間測量血壓的準(zhǔn)確性；且計算簡單，運算量小，通過微處理器容易實現(xiàn)，進(jìn)一步能夠提高計算速度。

進(jìn)一步地，在上述裝置實施例的基礎(chǔ)上，如圖2所示，所述裝置還包括：血壓校準(zhǔn)模塊106；

所述血壓校準(zhǔn)模塊106與所述微處理器101連接，用于首次采集血壓數(shù)據(jù)或復(fù)位時對所述血壓模型進(jìn)行校準(zhǔn)。

具體地，所述血壓校準(zhǔn)模塊106工作時，需要一個標(biāo)準(zhǔn)血壓計，用于為血壓數(shù)據(jù)采集裝置提供血壓校準(zhǔn)參數(shù)。第一次使用血壓數(shù)據(jù)采集裝置時，通過藍(lán)牙將設(shè)備與上位機軟件連接，軟件自動提示“第一次使用需要校準(zhǔn)血壓”，從軟件中輸入標(biāo)準(zhǔn)血壓計提供的校準(zhǔn)參數(shù)，經(jīng)微處理器處理得到血壓測量公式中的固定參數(shù)。

進(jìn)一步地，在上述裝置實施例的基礎(chǔ)上，如圖2所示，所述裝置還包括：藍(lán)牙傳輸模塊107；

所述藍(lán)牙傳輸模塊107與所述微處理器101連接，用于接收上位機的血壓數(shù)據(jù)采集指令，并實時傳輸所述心沖擊信號和所述脈搏波信號至所述上位機。

具體地，血壓數(shù)據(jù)采集裝置可以通過藍(lán)牙傳輸模塊107與上位機軟件連接，從而實現(xiàn)設(shè)備的測量和顯示功能。藍(lán)牙傳輸模塊107可實現(xiàn)藍(lán)牙4.0實時傳輸采集的心沖擊信號和指端容積脈搏波信號到上位機，接收端上位機為計算機或手機，可實現(xiàn)由計算機或手機控制進(jìn)行信號采集與傳輸。

進(jìn)一步地，在上述裝置實施例的基礎(chǔ)上，如圖2所示，所述裝置還包括：按鍵108；

所述按鍵108與所述微處理器101連接，用于對血壓數(shù)據(jù)采集裝置進(jìn)行開關(guān)及復(fù)位控制。

具體地，所述按鍵108包括：開/關(guān)機鍵，用于啟動和停止設(shè)備；復(fù)位鍵，用于還原設(shè)備，按下復(fù)位鍵后再次使用設(shè)備需要重新校準(zhǔn)。

本實施例提供的血壓數(shù)據(jù)采集裝置相對現(xiàn)有的基于心電信號和脈搏波信號測量血壓技術(shù)，利用心沖擊信號代替心電信號，消除射血前期對血壓測量結(jié)果的影響，在保存上述方法無創(chuàng)、連續(xù)測量血壓優(yōu)點的前提下，提高了脈搏波傳導(dǎo)時間測量血壓的準(zhǔn)確性。并且本血壓測量方法計算簡單運算量小，在微處理器的容易實現(xiàn)，計算速度較快。

進(jìn)一步地，在上述裝置實施例的基礎(chǔ)上，所述脈搏波信號采集模塊102進(jìn)一步包括：光電容積脈搏波傳感器和脈搏波信號調(diào)理電路；

所述光電容積脈搏波傳感器的輸出端與所述脈搏波信號調(diào)理電路的輸入端連接，用于對生理信號進(jìn)行采集，得到脈搏波信號，并將所述脈搏波信號輸出至所述脈搏波信號調(diào)理電路；

所述脈搏波信號調(diào)理電路用于對所述脈搏波信號進(jìn)行濾波放大并輸出至所述微處理器。

具體地，如圖3為脈搏波信號采集模塊的工作流程，脈搏波信號采集模塊由光電容積脈搏波傳感器以及脈搏波信號調(diào)理電路組成。光電容積脈搏波傳感器的輸出端與脈搏波信號調(diào)理電路的輸入端相連，脈搏波信號調(diào)理電路采用生物電放大器提高共模抑制比，對生理信號進(jìn)行采集，從調(diào)理電路的輸出端輸出濾波放大后的脈搏波信號(PPG信號)。

進(jìn)一步地，在上述裝置實施例的基礎(chǔ)上，所述心沖擊信號采集模塊103進(jìn)一步包括：三軸加速度傳感器、前置放大電路、高通濾波器、一級放大電路、第一陷波電路、低通濾波器、二級放大電路、第二陷波電路和電平調(diào)整電路；

所述三軸加速度傳感器用于采集加速度信號，并將所述加速度信號依次通過所述前置放大電路、所述高通濾波器、所述一級放大電路、所述第一陷波電路、所述低通濾波器、所述二級放大電路、所述第二陷波電路和所述電平調(diào)整電路進(jìn)行處理，得到心沖擊信號。

具體地，如圖4為心沖擊信號采集模塊的工作流程，心沖擊信號采集模塊由三軸加速度傳感器，前置放大電路，高通濾波器，一級放大電路，50Hz陷波電路，低通濾波器，二級放大電路和電平調(diào)整電路組成。其中，所述第一陷波電路和所述第二陷波電路均為50Hz陷波電路?？梢詫⒀獕簲?shù)據(jù)采集裝置通過一次性電極貼貼在心臟處，心沖擊信號主要采集的是三軸加速度傳感器Y軸(主軸)上的加速度信號。

進(jìn)一步地，在上述裝置實施例的基礎(chǔ)上，所述微處理器101為MSP4305529控制器。

本裝置整體的血壓測量流程如圖5所示，設(shè)備佩戴好后，首先按開啟/停止鍵啟動設(shè)備；上位機通過藍(lán)牙連接設(shè)備(提示上位機開啟藍(lán)牙)；識別是否是第一次測量，如果是側(cè)進(jìn)行血壓模型校準(zhǔn)，如果否則識別是否按下了復(fù)位鍵，如果按下復(fù)位鍵則進(jìn)行血壓模型校準(zhǔn)，如果沒有按下，則開始進(jìn)入測量程序；進(jìn)入測量程序后，采集脈搏波信號和心沖擊信號；對信號進(jìn)行預(yù)處理；提取心沖擊信號的J波波峰和脈搏波信號主波一階微分最大值點；以J波波峰和脈搏波特征點的時間來計算脈搏波傳導(dǎo)時間PWTT；通過校準(zhǔn)的血壓模型計算收縮壓和舒張壓；判斷測量程序是否結(jié)束，結(jié)束則退出程序，沒有結(jié)束則接續(xù)連續(xù)的測量血壓。

本實施例提供的血壓數(shù)據(jù)采集裝置設(shè)備體積小，成本低，經(jīng)過血壓校準(zhǔn)之后可以精確地連續(xù)測量血壓，并且本裝置所用的血壓測量方法簡單，計算量小，計算速度快。此外，該設(shè)備有藍(lán)牙通信功能，可將分析結(jié)果通過藍(lán)牙發(fā)送至計算機與移動設(shè)備。用戶使用更加方便，更簡單，可用于家庭心血管疾病預(yù)防和監(jiān)測。

圖6示出了本實施例提供的一種血壓數(shù)據(jù)采集方法的流程示意圖，包括：

S601、接收脈搏波信號采集模塊采集的脈搏波信號和心沖擊信號采集模塊采集的心沖擊信號；

S602、根據(jù)所述脈搏波信號的特征點得到第一參考點，并根據(jù)所述心沖擊信號的J波峰位置得到第二參考點；

S603、根據(jù)所述第一參考點和所述第二參考點，計算得到脈搏波傳導(dǎo)時間；

具體地，所述脈搏波傳導(dǎo)時間為以心沖擊信號J波波峰為起點，以脈搏波主波一階微分最大值點為終點的時間差，如圖7所示。

S604、將所述脈搏波傳導(dǎo)時間輸入血壓模型，計算得到血壓數(shù)據(jù)。

具體地，為了消除射血前期引起的血壓測量不準(zhǔn)確，本實施例利用心沖擊信號代替通常采用的心電信號，以心沖擊信號的J波波峰為起點，以脈搏波信號主波波峰一階微分最大值點為終點的時間差視為提取的脈搏波傳導(dǎo)時間，這樣就除去了脈搏波傳導(dǎo)時間中的血壓干擾因素，可以提高無創(chuàng)連續(xù)血壓測量的準(zhǔn)確性。

本實施例通過心沖擊信號代替通常采用的心電信號，消除射血前期對血壓測量結(jié)果的影響，提高了脈搏波傳導(dǎo)時間測量血壓的準(zhǔn)確性；且計算簡單，運算量小，通過微處理器容易實現(xiàn)，進(jìn)一步能夠提高計算速度。

進(jìn)一步地，在上述方法實施例的基礎(chǔ)上，S601之前，還包括：

S600、首次采集血壓數(shù)據(jù)或復(fù)位時對所述血壓模型進(jìn)行校準(zhǔn)。

具體地，在首次測量時需要進(jìn)行血壓計算公式參數(shù)的校準(zhǔn)。要通過血壓校準(zhǔn)模塊確定血壓計算公式中的待定參數(shù)。參數(shù)確定以后，就可以進(jìn)行連續(xù)無創(chuàng)的血壓測量了。只有在第一次測量時需要進(jìn)行校準(zhǔn)，血壓數(shù)據(jù)采集裝置會記住已經(jīng)確定的血壓計算公式，后續(xù)測量中不需要在進(jìn)行校準(zhǔn)?？紤]到用戶測量的需要，或者會有不同用戶使用本血壓數(shù)據(jù)采集裝置的情況，血壓數(shù)據(jù)采集裝置設(shè)置復(fù)位鍵，按下復(fù)位鍵后，再進(jìn)行血壓測量時會提示需要進(jìn)行血壓校準(zhǔn)。

進(jìn)行血壓校準(zhǔn)的方法如圖8所示：當(dāng)用戶第一次使用血壓數(shù)據(jù)采集裝置，或按下復(fù)位鍵再次使用血壓數(shù)據(jù)采集裝置時，血壓數(shù)據(jù)采集裝置與上位機軟件連接后會提示“第一次使用需要校準(zhǔn)血壓”，隨后微處理器會進(jìn)入血壓校準(zhǔn)程序，這時，血壓數(shù)據(jù)采集裝置會同步采集用戶指端光電容積脈搏波信號和心沖擊信號，同時需要利用一個標(biāo)準(zhǔn)血壓計測量用戶此時的標(biāo)準(zhǔn)血壓作為校準(zhǔn)參數(shù)，并將該校準(zhǔn)參數(shù)輸入到上位機軟件中，微處理器會計算出脈搏波信號和心沖擊信號的特征參數(shù)，并結(jié)合測量得到的校準(zhǔn)參數(shù)通過回歸分析計算出血壓模型的固定參數(shù)值，得到血壓計算的具體表達(dá)式。血壓校準(zhǔn)完成后，就可以進(jìn)行正常的血壓測量了。

進(jìn)一步地，在上述方法實施例的基礎(chǔ)上，S604具體包括：

收縮壓SBP為：

SBP＝A×PWTT+B (1)

其中，A、B、B₁和B₂均為預(yù)設(shè)常數(shù)，PWTT為所述脈搏波傳導(dǎo)時間；所述血壓數(shù)據(jù)包括所述收縮壓和所述舒張壓。

其中，A、B可以通過血壓校準(zhǔn)時測得的SBP和PWTT回歸計算得到。收縮壓的公式利用平均壓(MAP)與脈搏波傳導(dǎo)時間(PWTT)進(jìn)行線性回歸獲得，首先計算平均壓：

MAP＝(2×DBP+SBP)÷3 (2)

MAP與PWTT的線性模型為：

MAP＝B₁+B₂×PWTT (3)

其中B₁和B₂為常數(shù)，再由MAP與DBP的關(guān)系，將公式(1)和公式(2)代入公式(3)推出收縮壓的計算公式(4)。

舒張壓DBP為：

本實施例基于動脈收縮壓與動脈脈搏波傳導(dǎo)時間變化成正比的原理，利用測得血壓和脈搏波傳導(dǎo)時間做線性回歸得到。收縮壓計算方法通過研究MAP與PWTT的線性關(guān)系，發(fā)現(xiàn)二者高度相關(guān)，從將二者做線性回歸，在由MAP與DBP的關(guān)系推算得出收縮壓(SBP)的計算公式。

通過以上的實施方式的描述，本領(lǐng)域的技術(shù)人員可以清楚地了解到各實施方式可借助軟件加必需的通用硬件平臺的方式來實現(xiàn)，當(dāng)然也可以通過硬件。基于這樣的理解，上述技術(shù)方案本質(zhì)上或者說對現(xiàn)有技術(shù)做出貢獻(xiàn)的部分可以以軟件產(chǎn)品的形式體現(xiàn)出來，該計算機軟件產(chǎn)品可以存儲在計算機可讀存儲介質(zhì)中，如ROM/RAM、磁碟、光盤等，包括若干指令用以使得一臺計算機設(shè)備(可以是個人計算機，服務(wù)器，或者網(wǎng)絡(luò)設(shè)備等)執(zhí)行各個實施例或者實施例的某些部分所述的方法。

應(yīng)說明的是：以上實施例僅用以說明本發(fā)明的技術(shù)方案，而非對其限制；盡管參照前述實施例對本發(fā)明進(jìn)行了詳細(xì)的說明，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解：其依然可以對前述各實施例所記載的技術(shù)方案進(jìn)行修改，或者對其中部分技術(shù)特征進(jìn)行等同替換；而這些修改或者替換，并不使相應(yīng)技術(shù)方案的本質(zhì)脫離本發(fā)明各實施例技術(shù)方案的精神和范圍。