本發(fā)明涉及醫(yī)療器械領(lǐng)域，尤其涉及一種基于雙脈搏波的無創(chuàng)逐拍血壓測(cè)量裝置以及測(cè)量方法。

背景技術(shù)：

血壓是人體重要的生理參數(shù)，能夠反應(yīng)出人體心臟和血管的功能狀況。血壓的連續(xù)性測(cè)量具有重要的意義。首先，連續(xù)血壓測(cè)量對(duì)于高血壓的預(yù)防、診斷和治療具有非常重要的意義。其次，對(duì)血壓進(jìn)行連續(xù)測(cè)量，了解血壓的晝夜變化規(guī)律，對(duì)突發(fā)性心血管疾病的預(yù)防具有非常重要的意義。再次，動(dòng)脈血壓由于可以反映心血管功能狀態(tài)，對(duì)于航天員在長時(shí)間的航天飛行期間，安靜及正常機(jī)能符合條件下心臟和血液循環(huán)系統(tǒng)機(jī)能指標(biāo)的總體變化規(guī)律，以及長期航天飛行造成的一系列癥狀群的研究都有重要的意義。最后，連續(xù)血壓測(cè)量得到的血壓變動(dòng)信息，為睡眠信息的推斷，以及睡眠質(zhì)量、睡眠障礙等診斷提供依據(jù)。

目前最常用的血壓檢測(cè)方式是聽診法和示波器法。醫(yī)院里常用的聽診法雖然簡單方便，但是需要受過長期嚴(yán)格的訓(xùn)練才能正確使用，同時(shí)很難實(shí)現(xiàn)自動(dòng)化檢測(cè)。電子血壓計(jì)多采用示波法，可用于病人自我檢測(cè)，但是精確度不高。這兩種方法都需要使用袖帶充放氣，給使用者帶來不良的用戶體驗(yàn)，有很大可能導(dǎo)致血壓升高造成誤判。由于袖帶膨脹會(huì)擠壓人體組織，長時(shí)間使用必然導(dǎo)致組織壞死。最重要的是，袖帶充放氣過程需要一定的時(shí)間，一次測(cè)量過程至少半分鐘，不可能做到逐拍測(cè)量。

國內(nèi)申請(qǐng)?zhí)枮?01510335331.5的名稱為“一種無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法”的專利申請(qǐng)，使用心電信號(hào)和脈搏波信號(hào)獲得脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，再估算血壓，但是人體表皮的心電信號(hào)很微弱，很容易受到靜電的干擾，難以用于全天監(jiān)控。國內(nèi)申請(qǐng)?zhí)枮?01410831159.8的名稱為“一種基于雙PPG的血壓測(cè)量方法和裝置”的專利申請(qǐng)，提出了使用雙脈搏波估算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的方法，但是脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓的關(guān)系是會(huì)隨著時(shí)間變化的，沒有涉及模型參數(shù)矯正過程，同時(shí)也未實(shí)現(xiàn)血壓的逐拍測(cè)量。

現(xiàn)有技術(shù)使用心電信號(hào)，靜電干擾影響嚴(yán)重，不適合于全天血壓監(jiān)控；設(shè)備自帶顯示屏，不僅導(dǎo)致功耗極大，而且不利于設(shè)備的微型化；目前使用的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和血壓的關(guān)系模型不夠準(zhǔn)確，導(dǎo)致誤差太大；模型參數(shù)隨時(shí)間的變化很大，沒有一種方便易行的參數(shù)修正方法。因此，本領(lǐng)域的技術(shù)人員致力于開發(fā)一種基于雙脈搏波的無創(chuàng)逐拍血壓測(cè)量裝置以及測(cè)量方法，具有設(shè)備微型化，測(cè)量準(zhǔn)確，適于長時(shí)間連續(xù)的血壓測(cè)量。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

鑒于現(xiàn)有技術(shù)的上述缺陷，本發(fā)明所要解決的技術(shù)問題是如何消除靜電干擾，如何提高設(shè)備微型化程度和微小能耗，如何提高血壓估算的精度，如何實(shí)現(xiàn)模型參數(shù)的矯正。

為實(shí)現(xiàn)上述目的，本發(fā)明提供了一種基于雙脈搏波的無創(chuàng)逐拍血壓測(cè)量裝置，包括脈搏波信號(hào)測(cè)量模塊、微處理器、數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊和數(shù)據(jù)處理模塊，其中，所述脈搏波信號(hào)測(cè)量模塊包括第一脈搏波信號(hào)測(cè)量單元和第二脈搏波信號(hào)測(cè)量單元；所述微處理器被配置為接收所述第一脈搏波信號(hào)測(cè)量單元和第二脈搏波信號(hào)測(cè)量單元測(cè)得的第一脈搏波信號(hào)和第二脈搏波信號(hào)，所述第一脈搏波信號(hào)和第二脈搏波信號(hào)通過所述數(shù)據(jù)處理模塊處理得到血壓測(cè)量值，所述血壓測(cè)量值被存儲(chǔ)于所述數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊。

進(jìn)一步地，所述血壓測(cè)量裝置還包括藍(lán)牙模塊，所述藍(lán)牙模塊被配置為將所述血壓測(cè)量值傳輸?shù)街悄茉O(shè)備上。

進(jìn)一步地，所述智能設(shè)備為智能手機(jī)、平板電腦、筆記本電腦、臺(tái)式電腦、智能路由器中的一種。

進(jìn)一步地，所述血壓測(cè)量裝置還包括電子血壓計(jì)，所述電子血壓計(jì)用于參數(shù)矯正。

進(jìn)一步地，所述數(shù)據(jù)處理模塊包括數(shù)字濾波算法模塊、特征點(diǎn)提取算法模塊。

進(jìn)一步地，所述第一脈搏波信號(hào)測(cè)量單元采用反射式測(cè)量。

進(jìn)一步地，所述第二脈搏波信號(hào)測(cè)量單元采用透射式測(cè)量。

進(jìn)一步地，所述第一脈搏波信號(hào)測(cè)量單元位于左胸左上部分鎖骨和第二肋骨之間靠近胳膊的位置，所述第二脈搏波信號(hào)測(cè)量單元位于左手食指上。

本發(fā)明還提供了一種使用上述血壓測(cè)量裝置的測(cè)量方法，包括以下步驟：

步驟1、采集兩路脈搏波的同步信號(hào)；

步驟2、對(duì)兩路脈搏波進(jìn)行濾波處理，檢測(cè)脈搏波信號(hào)的峰值點(diǎn)和上升支的斜率最大點(diǎn)進(jìn)行位置標(biāo)記，計(jì)算平均心動(dòng)周期和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間；

步驟3、將所得脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間帶入?yún)?shù)因人而異且因時(shí)而異的血壓模型，計(jì)算收縮壓和舒張壓；

步驟4、使用平均心動(dòng)周期估計(jì)下一個(gè)心跳完成所需的時(shí)間，準(zhǔn)備下一拍的測(cè)量；

其中，所述脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間為一個(gè)脈搏波的峰值點(diǎn)到另一個(gè)脈搏波的峰值點(diǎn)的時(shí)間間隔減去縮小后的心動(dòng)周期，或一個(gè)脈搏波的上升支斜率最大點(diǎn)到另一個(gè)脈搏波的上升支斜率最大點(diǎn)的時(shí)間間隔減去縮小后的心動(dòng)周期。

所述血壓模型需要進(jìn)行血壓模型參數(shù)矯正，通過獲取多組電子血壓計(jì)和所述血壓測(cè)量裝置測(cè)量的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，通過參數(shù)辨識(shí)計(jì)算所述血壓模型參數(shù)；通過伸直手臂與身體所成角度的變化，來誘導(dǎo)血壓變化，獲取多組上臂的收縮壓和舒張壓以及脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。

進(jìn)一步地，所述血壓模型為

或

其中，BP表示收縮壓或舒張壓，PTT表示平均脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，a和b表示與個(gè)人生理狀況相關(guān)的且隨時(shí)間變化的參數(shù)。

本發(fā)明是通過以下技術(shù)方案實(shí)現(xiàn)的，包括以下步驟：

第一步：將脈搏波信號(hào)測(cè)量單元A貼于左胸位置，脈搏波信號(hào)測(cè)量單元B戴在左手手指上。脈搏波信號(hào)測(cè)量單元A采用反射式測(cè)量。脈搏波信號(hào)測(cè)量單元B采用透射式測(cè)量。光電發(fā)射管發(fā)射的光會(huì)被組織液中的血液吸收。血液周期性地循環(huán)導(dǎo)致血液容積周期性地變化。血液容積大時(shí)，吸收的光多，光電接收管接受到的光弱，光電接收管產(chǎn)生的電壓低，反之亦然。微弱的周期性電壓變化，經(jīng)放大電路和低通濾波電路后，輸出給微處理器。

第二步：微處理器通過模數(shù)轉(zhuǎn)換器以一定的采樣率同時(shí)采集脈搏波信號(hào)測(cè)量單元A和脈搏波信號(hào)測(cè)量單元B輸出的模擬信號(hào)。

第三步：采用濾波器處理兩路脈搏波信號(hào)，然后檢測(cè)出兩路脈搏波信號(hào)的所有波峰點(diǎn)，計(jì)算出當(dāng)前平均心動(dòng)周期。從波峰點(diǎn)向后搜索，找到脈搏波信號(hào)上升支的斜率最大點(diǎn)。計(jì)算從脈搏波信號(hào)測(cè)量單元A測(cè)量到的脈搏波信號(hào)的特征點(diǎn)到脈搏波信號(hào)測(cè)量單元B測(cè)量到的脈搏波信號(hào)的特征點(diǎn)的時(shí)間間隔，減去縮小后的心動(dòng)周期，得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。脈搏波信號(hào)的特征點(diǎn)包括脈搏波的峰值點(diǎn)和脈搏波信號(hào)上升支的斜率最大點(diǎn)。

第四步：當(dāng)前脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和之前若干個(gè)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間求平均得到平均脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，再通過平均脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓的模型計(jì)算收縮壓和舒張壓，模型如下：

或

其中BP表示收縮壓或舒張壓，PTT表示平均脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，a和b表示與個(gè)人生理狀況相關(guān)的且隨時(shí)間變化的系數(shù)。

第五步：收縮壓和舒張壓，通過藍(lán)牙模塊傳輸?shù)狡渌悄茉O(shè)備上顯示和后期數(shù)據(jù)處理。如果藍(lán)牙模塊暫時(shí)處于未連接狀態(tài)，則將血壓數(shù)據(jù)暫時(shí)存儲(chǔ)在數(shù)據(jù)儲(chǔ)存模塊中，待其他智能設(shè)備連接到藍(lán)牙模塊后再傳送出去。其他智能設(shè)備包括智能手機(jī)、平板電腦、筆記本電腦、臺(tái)式電腦、智能路由器等。

第六步：根據(jù)平均心動(dòng)周期估計(jì)下一個(gè)心跳完成的時(shí)間。下一個(gè)心跳完成后，開始下一個(gè)收縮壓和舒張壓的計(jì)算，從而實(shí)現(xiàn)血壓的逐拍測(cè)量。

本發(fā)明在使用的過程中還需要定期的矯正參數(shù)，需要使用其他的血壓計(jì)，方法如下：

第一步：左手伸直，與身體平齊，微處理器以上述方法測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，同時(shí)測(cè)量左臂的袖帶壓(包括收縮壓和舒張壓)。

第二步：左手伸直，與身體有一定的角度，微處理器以上訴方法測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，同時(shí)測(cè)量左臂的袖帶壓(包括收縮壓和舒張壓)。

第三步：改變伸直的左手與身體的角度，獲取多組脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和袖帶壓。

第四步：以上述數(shù)據(jù)，采用參數(shù)辨識(shí)算法，計(jì)算上訴公示中收縮壓的a、b系數(shù)，及舒張壓的a、b系數(shù)。

本發(fā)明的優(yōu)點(diǎn)是：采用雙脈搏波信號(hào)的方式，消除了靜電干擾。利用平均心動(dòng)周期估計(jì)下個(gè)心跳完成時(shí)間，實(shí)現(xiàn)了血壓的逐拍測(cè)量。采用脈搏波信號(hào)的特征點(diǎn)到另一脈搏波信號(hào)的特征點(diǎn)的時(shí)間間隔減去縮小若干倍后的心動(dòng)周期定義脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，提高了血壓測(cè)量的精度。考慮了個(gè)體的差異性導(dǎo)致模型參數(shù)不一樣及個(gè)體生理狀況在緩慢變化的情況，提出了一種簡單易用的參數(shù)矯正方法，極大提高了血壓連續(xù)測(cè)量的精度。

以下將結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明的構(gòu)思、具體結(jié)構(gòu)及產(chǎn)生的技術(shù)效果作進(jìn)一步說明，以充分地了解本發(fā)明的目的、特征和效果。

附圖說明

圖1是本發(fā)明的一個(gè)較佳實(shí)施例的血壓測(cè)量裝置結(jié)構(gòu)圖；

圖2是本發(fā)明的一個(gè)較佳實(shí)施例的血壓計(jì)算流程；

圖3是本發(fā)明的一個(gè)較佳實(shí)施例的脈搏波信號(hào)測(cè)量單元佩戴位置圖；

圖4是本發(fā)明的心動(dòng)周期和兩脈搏波上升支斜率最大點(diǎn)的時(shí)間間隔示意圖。

具體實(shí)施方式

以下結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步描述。本實(shí)施例在以本發(fā)明技術(shù)方案為前提下進(jìn)行實(shí)施，給出了詳細(xì)的實(shí)施方式和具體的操作過程，但本發(fā)明的保護(hù)范圍不限于下述的實(shí)施例。

本實(shí)施例中微處理器采用STM32F407；藍(lán)牙模塊采用HC-06無線藍(lán)牙串口透傳從機(jī)模塊；存儲(chǔ)模塊采用STM32F407片上flash；脈搏波信號(hào)測(cè)量單元A采用0603綠光發(fā)光二極管、APDS-9008光學(xué)傳感器、運(yùn)算放大器LM358搭建的22倍放大器和截止頻率為10Hz巴特沃斯低通濾波器；脈搏波信號(hào)測(cè)量單元B采用0603紅外發(fā)光二極管、APDS-9008光學(xué)傳感器、運(yùn)算放大器LM358搭建的20倍放大器和截止頻率為10Hz巴特沃斯低通濾波器；電子血壓計(jì)采用改裝后能與STM32F407串口通訊的泰山邁迪MD200上臂式血壓儀，如圖1。電子血壓計(jì)只在參數(shù)矯正的步驟中使用，其余時(shí)間應(yīng)該妥善保存好。不可以繼續(xù)連接STM32F407，以免造成不必要的電能消耗。

如圖2所示，測(cè)量流程如下：

第一步：將脈搏波信號(hào)測(cè)量單元A貼于左胸左上部分鎖骨和第二肋骨之間靠近胳膊的位置1，脈搏波信號(hào)測(cè)量單元B戴在左手食指上2，如圖3所述。

第二步：STM32F407通過DMA使用自帶的模數(shù)轉(zhuǎn)換器以500Hz的采樣率不停地同時(shí)采集脈搏波信號(hào)測(cè)量單元A和脈搏波信號(hào)測(cè)量單元B輸出的模擬信號(hào)。

第三步：取當(dāng)前10s內(nèi)的兩路脈搏波信號(hào)，采用通帶為0.5～5HZ數(shù)字巴特沃斯帶通濾波器處理兩路脈搏波信號(hào)，然后采用閾值法檢測(cè)兩路脈搏波信號(hào)的所有波峰點(diǎn)。閥值法的判據(jù)如下：

[max(x)-min(x)]×0.6≥max(x)-x[j_p]

x[j_p]≥x[j],j∈[j_p-125,j_p+125]

其中x表示脈搏波信號(hào)，j_p表示峰值點(diǎn)，j表示脈搏波信號(hào)上的點(diǎn)，max表示取最大值，min表示取最小值。從波峰向后搜索，找到脈搏波信號(hào)上升支的斜率最大點(diǎn)。斜率公式如下：

k[j]＝x[j]+2×x[j-1]-2×x[j-2]-x[j-3]

其中k為斜率，x為脈搏波信號(hào)，j表示脈搏波信號(hào)上的點(diǎn)。同一路脈搏波信號(hào)上，兩相鄰峰值之間的時(shí)間間隔為心動(dòng)周期3。計(jì)算出10s內(nèi)的平均心動(dòng)周期。計(jì)算從模塊A測(cè)量到的脈搏波信號(hào)的上升支斜率最大點(diǎn)到模塊B測(cè)量到的脈搏波信號(hào)的上升支斜率最大點(diǎn)的時(shí)間間隔4，減去平均心動(dòng)周期的7％(縮小至7％)，得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，如圖4所示。

第四步：心臟每跳一次就可以獲得一個(gè)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，求取當(dāng)前10s內(nèi)平均脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，再通過脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓的模型計(jì)算收縮壓和舒張壓，模型如下：

其中BP表示收縮壓或舒張壓，PTT表示平均脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，a和b表示與個(gè)人生理狀況相關(guān)的且隨時(shí)間變化的系數(shù)，可通過后面的矯正過程獲取。

第五步：收縮壓和舒張壓，通過藍(lán)牙模塊傳輸?shù)紸ndroid智能手機(jī)上顯示。如果藍(lán)牙模塊暫時(shí)處于未連接狀態(tài)，則將血壓數(shù)據(jù)暫時(shí)存儲(chǔ)在數(shù)據(jù)儲(chǔ)存模塊中，待Android智能手機(jī)連接到藍(lán)牙模塊后再傳送出去。

第六步：平均心動(dòng)周期等于下次心跳所花的時(shí)間，下一次心跳結(jié)束后開始下一次血壓計(jì)算，從而實(shí)現(xiàn)血壓的逐拍測(cè)量。

本發(fā)明在使用的過程中還需要定期的矯正參數(shù)，方法如下：

第一步：左手伸直，與身體平齊，微處理器以上訴方法測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，同時(shí)測(cè)量左臂的袖帶壓(包括收縮壓和舒張壓)。

第二步：左手伸直，與身體成45度，微處理器以上訴方法測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，同時(shí)測(cè)量左臂的袖帶壓(包括收縮壓和舒張壓)。

第三步：左手伸直，與身體成90度，微處理器以上訴方法測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，同時(shí)測(cè)量左臂的袖帶壓(包括收縮壓和舒張壓)。

第四步：以上訴六組數(shù)據(jù)，采用最小二乘法，計(jì)算上訴公示中收縮壓的a、b系數(shù)，及舒張壓的a、b系數(shù)。

以上詳細(xì)描述了本發(fā)明的較佳具體實(shí)施例。應(yīng)當(dāng)理解，本領(lǐng)域的普通技術(shù)無需創(chuàng)造性勞動(dòng)就可以根據(jù)本發(fā)明的構(gòu)思作出諸多修改和變化。因此，凡本技術(shù)領(lǐng)域中技術(shù)人員依本發(fā)明的構(gòu)思在現(xiàn)有技術(shù)的基礎(chǔ)上通過邏輯分析、推理或者有限的實(shí)驗(yàn)可以得到的技術(shù)方案，皆應(yīng)在由權(quán)利要求書所確定的保護(hù)范圍內(nèi)。