本發(fā)明涉及血壓測(cè)量技術(shù)領(lǐng)域,具體地說(shuō),涉及一種基于光電容積脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法。
背景技術(shù):
血壓(bloodpressure,bp)作為人體的重要生理健康指標(biāo),其能夠?yàn)槿缧难芗膊〉鹊脑\斷與治療提供重要的參數(shù)依據(jù)。
現(xiàn)有的血壓測(cè)量可以分為有創(chuàng)血壓測(cè)量和無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量?jī)纱箢?,其中:有?chuàng)血壓測(cè)量需要將壓力傳感器的導(dǎo)管插入測(cè)量對(duì)象的大動(dòng)脈或者心臟以檢測(cè)血壓信號(hào),測(cè)量結(jié)果精準(zhǔn),但準(zhǔn)備時(shí)間長(zhǎng)、對(duì)受測(cè)者要求高且易引起并發(fā)癥;無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量一般通過(guò)接觸人體表層獲取特征信號(hào)進(jìn)行分析處理得到血壓,不會(huì)對(duì)受測(cè)者帶來(lái)創(chuàng)傷,因此無(wú)創(chuàng)測(cè)量法更適合常規(guī)血壓測(cè)量的需求。
血壓的自動(dòng)連續(xù)測(cè)量在醫(yī)學(xué)上有重大的實(shí)際意義,如在臨床醫(yī)學(xué)上對(duì)危重病人和手術(shù)中的重癥患者都需要進(jìn)行血壓的連續(xù)監(jiān)控,從而使得一旦病人出現(xiàn)意外醫(yī)護(hù)人員能夠及時(shí)采取有效的救護(hù)措施?,F(xiàn)有的如柯氏聽(tīng)音法、示波法、動(dòng)脈張力法、容積補(bǔ)償法等無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量方法由于受到血管彈性恢復(fù)等因素的限制,均都不能進(jìn)行血壓連續(xù)監(jiān)控。
目前普遍是基于容積脈搏波對(duì)測(cè)量對(duì)象的血壓進(jìn)行無(wú)創(chuàng)連續(xù)監(jiān)測(cè),該種方法主要是通過(guò)建立容積脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓相關(guān)性的模型而實(shí)現(xiàn)。
通過(guò)容積脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間進(jìn)行血壓測(cè)量的方法主要有兩種:1、同時(shí)測(cè)量一路心電信號(hào)和脈搏波信號(hào),根據(jù)兩個(gè)信號(hào)的時(shí)間差獲得脈搏波從心臟到測(cè)量位置的傳導(dǎo)時(shí)間;2、同時(shí)測(cè)量?jī)陕肪嚯x心臟不同的光電容積脈搏波,根據(jù)兩路脈搏波特征點(diǎn)的時(shí)間差計(jì)算得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。這兩種方法可以統(tǒng)歸為兩點(diǎn)式測(cè)量方法,測(cè)量過(guò)程涉及人體多個(gè)部位,測(cè)量操作復(fù)雜,容易受測(cè)量位置的影響而帶來(lái)誤差。此外,脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與人體收縮壓呈線性關(guān)系,與人體舒張壓線性相關(guān)性不佳,因此人體舒張壓不能很好的通過(guò)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間進(jìn)行測(cè)量。
技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素:
本發(fā)明的內(nèi)容是提供一種基于光電容積脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法,其能夠克服現(xiàn)有技術(shù)的某種或某些缺陷。
根據(jù)本發(fā)明的基于光電容積脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法,其包括以下步驟:
步驟一、采集測(cè)量對(duì)象的容積脈搏波,經(jīng)處理后,獲取數(shù)字信號(hào)形式的數(shù)字容積脈搏波,數(shù)字容積脈搏波時(shí)間c到幅值的映射關(guān)系以f(c)表示;
步驟二、提取數(shù)字容積脈搏波的最大幅值hp、最小幅值ht和心臟搏動(dòng)周期t,根據(jù)公式“aarea=∫f(c)dc-ht*c”獲取數(shù)字容積脈搏波在一個(gè)心臟搏動(dòng)周期t中的脈搏波波形面積aarea,根據(jù)公式“haυe=ht+(aarea/c)”獲取脈搏波平均幅值have;
步驟三、通過(guò)對(duì)數(shù)字容積脈搏波進(jìn)行二階微分運(yùn)算獲取二階微分容積脈搏波,提取二階微分容積脈搏波在一個(gè)心臟搏動(dòng)周期t中的第一上升支點(diǎn)p1和第二上升支點(diǎn)p2,進(jìn)而獲取脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間pwtt,脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間pwtt為第一上升支點(diǎn)p1和第二上升支點(diǎn)p2間的時(shí)間差;
步驟四、根據(jù)公式
步驟五、根據(jù)公式“sbp=a·pwtt+b”獲取收縮壓sbp,其中,a和b為擬合系數(shù);
步驟六、獲取舒張壓,舒張壓為收縮壓sbp與脈壓差dp的差值。
本發(fā)明中,僅需要采集單點(diǎn)光電容積脈搏波信號(hào),即可較佳地獲取收縮壓sbp和舒張壓,從而大大降低了信號(hào)獲取難度、較佳地提升了測(cè)量舒適度,而且預(yù)測(cè)模型結(jié)果精度較高,從而很好地實(shí)現(xiàn)了連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)。
作為優(yōu)選,步驟一中,采用光電傳感器采集測(cè)量對(duì)象的容積脈搏波從而獲取模擬信號(hào)形式的模擬容積脈搏波,之后對(duì)模擬容積脈搏波依次進(jìn)行降噪、放大和ad轉(zhuǎn)換進(jìn)而獲取初級(jí)數(shù)字容積脈搏波,之后對(duì)初級(jí)數(shù)字容積脈搏波依次進(jìn)行濾波和矯正進(jìn)而獲取數(shù)字容積脈搏波。從而能夠較佳地提升最終所處理信號(hào)的精度,進(jìn)而大大提升了測(cè)量精度。
作為優(yōu)選,步驟二中,采用自適應(yīng)局部極值尋找法提取數(shù)字容積脈搏波的最大幅值hp、最小幅值ht和心臟搏動(dòng)周期t。從而能夠較佳地獲取數(shù)字容積脈搏波的最大幅值hp、最小幅值ht和心臟搏動(dòng)周期t
作為優(yōu)選,步驟三中,采用自適應(yīng)局部極值尋找法提取第一上升支點(diǎn)p1和第二上升支點(diǎn)p2。從而能夠較佳地獲取第一上升支點(diǎn)p1和第二上升支點(diǎn)p2。
作為優(yōu)選,采用afe4400對(duì)模擬容積脈搏波依次進(jìn)行降噪、放大和ad轉(zhuǎn)換。從而能夠較佳地對(duì)模擬容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行調(diào)理。
附圖說(shuō)明
圖1為實(shí)施例1中的光電傳感器的工作過(guò)程示意圖;
圖2為數(shù)字容積脈搏波在一個(gè)心臟搏動(dòng)周期中的波形圖;
圖3為二階微分容積脈搏波在一個(gè)心臟搏動(dòng)周期中的波形圖。
具體實(shí)施方式
為進(jìn)一步了解本發(fā)明的內(nèi)容,結(jié)合附圖和實(shí)施例對(duì)本發(fā)明作詳細(xì)描述。應(yīng)當(dāng)理解的是,實(shí)施例僅僅是對(duì)本發(fā)明進(jìn)行解釋而并非限定。
實(shí)施例1
本實(shí)施例提供了一種基于光電容積脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法,其能夠通過(guò)光電容積脈搏波獲取人體收縮壓和人體舒張壓,從而以無(wú)創(chuàng)、便捷、精確、連續(xù)的方式得到血壓測(cè)量結(jié)果。
本實(shí)施例中的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法包括以下步驟:
步驟一、采集測(cè)量對(duì)象的容積脈搏波,經(jīng)處理后,獲取數(shù)字信號(hào)形式的數(shù)字容積脈搏波,數(shù)字容積脈搏波時(shí)間c到幅值的映射關(guān)系以f(c)表示;
結(jié)合圖1所示,本實(shí)施例中采用一光電傳感器100自測(cè)量對(duì)象的手指末端200處采集測(cè)量對(duì)象的容積脈搏波,光電傳感器100包括紅外發(fā)射源110、紅光發(fā)射源120和光電接收管130;其中,紅外發(fā)射源110向手指末端200發(fā)射波長(zhǎng)為810nm的測(cè)量光束,紅光發(fā)射源120向手指末端200發(fā)射波長(zhǎng)為600nm的測(cè)量光束,光電接收管130接收兩個(gè)測(cè)量光束經(jīng)手指末端200吸收后的光信號(hào)從而獲取模擬信號(hào)形式的模擬容積脈搏波;之后采用afe4400對(duì)模擬容積脈搏波依次進(jìn)行降噪、跨阻放大和ad轉(zhuǎn)換,從而獲取初級(jí)數(shù)字容積脈搏波;之后,將初級(jí)數(shù)字容積脈搏波送入一mcu中,在該mcu中對(duì)初級(jí)數(shù)字容積脈搏波進(jìn)行0.1hz~30hz的帶通濾波,并利用現(xiàn)有的數(shù)學(xué)形態(tài)學(xué)算法進(jìn)行信號(hào)矯正,進(jìn)而去除漂移基線,從而得到信噪比高、特征清晰的數(shù)字容積脈搏波;
步驟二、采用現(xiàn)有的自適應(yīng)局部極值尋找法提取數(shù)字容積脈搏波的最大幅值hp、最小幅值ht和心臟搏動(dòng)周期t,根據(jù)公式“aarea=∫f(c)dc-ht*c”獲取數(shù)字容積脈搏波在一個(gè)心臟搏動(dòng)周期t中的脈搏波波形面積aarea,根據(jù)公式“haυe=ht+(aarea/c)”獲取脈搏波平均幅值have;
如圖2所示,為數(shù)字容積脈搏波f(c)在一個(gè)心臟搏動(dòng)周期t中的波形圖;本實(shí)施例中,提取相鄰兩個(gè)脈搏波(數(shù)字容積脈搏波中包含多個(gè)連續(xù)的脈搏波)主波波峰的時(shí)間間隔作為心臟搏動(dòng)周期t,將一個(gè)心臟搏動(dòng)周期t內(nèi)脈搏波的最大值作為最大幅值hp、最小值作為最小幅值ht;之后通過(guò)積分運(yùn)算獲得脈搏波波形面積aarea,進(jìn)而獲得脈搏波平均幅值have;
步驟三、通過(guò)對(duì)數(shù)字容積脈搏波進(jìn)行二階微分運(yùn)算獲取二階微分容積脈搏波,采用現(xiàn)有的自適應(yīng)局部極值尋找法提取二階微分容積脈搏波在一個(gè)心臟搏動(dòng)周期t中的第一上升支點(diǎn)p1和第二上升支點(diǎn)p2,進(jìn)而獲取脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間pwtt,脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間pwtt為第一上升支點(diǎn)p1和第二上升支點(diǎn)p2間的時(shí)間差;
如圖3所示,為二階微分容積脈搏波在一個(gè)心臟搏動(dòng)周期t中的波形圖;本實(shí)施例中,將第一上升支點(diǎn)p1和第二上升支點(diǎn)p2與因心臟搏動(dòng)而引起的血液迸出和回流建立聯(lián)系,從而將第一上升支點(diǎn)p1與第二上升支點(diǎn)p2間的時(shí)間間隔作為血液從心臟搏出到傳遞至末端手指毛細(xì)血管的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間pwtt;
步驟四、根據(jù)公式
本實(shí)施例中,根據(jù)朗伯-比爾定律關(guān)聯(lián)探測(cè)光強(qiáng)與輸出電壓的關(guān)系和人體指脈血壓容積變化與血壓的關(guān)系,得到脈壓差dp與最大幅值hp、最小幅值ht、脈搏波平均幅值have和脈搏波波形面積aarea的關(guān)系為
步驟五、根據(jù)公式“sbp=a·pwtt+b”獲取收縮壓sbp,其中,a和b為擬合系數(shù);
本實(shí)施例中,由于收縮壓sbp與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間pwtt成線性關(guān)系,因此以收縮壓sbp為因變量、以脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間pwtt為自變量,并進(jìn)行回歸分析即可建立收縮壓sbp的預(yù)測(cè)模型,即“sbp=a·pwtt+b”;其中,擬合系數(shù)a和b通過(guò)逐步擬合即可獲取;
步驟六、獲取舒張壓,舒張壓為收縮壓sbp與脈壓差dp的差值。
本實(shí)施例中,利用差和計(jì)算(收縮壓sbp-脈壓差dp)即可較準(zhǔn)確地獲取舒張壓。
通過(guò)本實(shí)施例中所提供的方法,能夠較為精確的連續(xù)獲取測(cè)量對(duì)象的收縮壓sbp和舒張壓,并且能夠通過(guò)相關(guān)性分析和bland-altman分析,驗(yàn)證該方法在測(cè)量血壓方面的精度,進(jìn)而對(duì)相應(yīng)的測(cè)量模型進(jìn)行改進(jìn)。
本實(shí)施例中的方法,只需要采集單點(diǎn)光電容積脈搏波信號(hào),即可較佳地獲取收縮壓sbp和舒張壓,從而大大降低了信號(hào)獲取難度、較佳地提升了測(cè)量舒適度,而且預(yù)測(cè)模型結(jié)果精度較高,從而很好地實(shí)現(xiàn)了連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)。
以上示意性的對(duì)本發(fā)明及其實(shí)施方式進(jìn)行了描述,該描述沒(méi)有限制性,附圖中所示的也只是本發(fā)明的實(shí)施方式之一,實(shí)際的結(jié)構(gòu)并不局限于此。所以,如果本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員受其啟示,在不脫離本發(fā)明創(chuàng)造宗旨的情況下,不經(jīng)創(chuàng)造性的設(shè)計(jì)出與該技術(shù)方案相似的結(jié)構(gòu)方式及實(shí)施例,均應(yīng)屬于本發(fā)明的保護(hù)范圍。