本發明屬于計算機技術領域，尤其涉及一種基于脈搏波波形和心電信號的血壓測量方法及裝置。

背景技術：

當前在醫學上，血壓的測量方法主要分為有創血壓測量和無創血壓測量。

有創血壓的測量是指將壓力傳感器以侵入的方式植入到人體的大動脈內，從而檢測出心臟起搏期間的壓力變化，常用的方法是在人體的動脈處直接插入一根導管，通過導管內液柱液面的變化，來測出導管內部來自心臟起搏帶來的壓力，從而測出血壓值，這種方法的測量結果非常準確，但對讓人體的傷害極大，一般只有對病危人群做手術時才會考慮用這種方法。

無創血壓是指將利用人體與相關的關系量來簡介估測血壓，這是一種對人體無傷害的血壓測量方法，因此也是目前最常用的血壓測量方法，無創血壓測量又分為間歇血壓測量法和連續血壓測量法。間歇血壓測量法只能反映被測量者在某個時間點的血壓狀態，典型的方法有聽診法及示波法，其對于心率失常等特殊情況無法測量，而連續血壓測量法能夠反映被測量者每一個時刻的血壓變化情況，典型的方法有脈搏波特征參數測定法，脈搏波波速測定法以及張力測定法和容積補償法等。

具體地：1、聽診法，又叫柯氏音法，是目前臨床使用最早，也是最多的血壓測量方法之一，其主要是由水銀測壓計、充氣袖帶和聽診器組成，其主要優點是測量簡單方便，也相對比較準確，其缺點在于：跟測量者的經驗有關，越有經驗的測量者，對充氣和放氣中的很多細節的把握更加準確，測量結果也就更加準確；跟測量環境有關，嘈雜的環境不利于監聽聽診器內的聲音變化，嘈雜的環境也會影響的測量的準確性；跟測量者的聽力有關，不同人的聽力水平不同，對最終測量的結果也都不同；通過袖帶加壓，會讓被測量者感到不適，因此不適合連續測量。

2、示波法，又稱為振動法，是目前最廣泛的血壓測量方法之一，其原理和早期的聽診法一樣，也是通過阻斷袖帶內動脈血流的方法，來判定收縮壓和舒張壓。示波法的袖帶里面內置了壓力傳感器，袖帶內置的壓力傳感器可以檢測到的信號是袖帶靜壓力與動脈壓力相疊加得到的效果，但是，其缺點也顯而易見，與聽診法一樣，示波法的測量仍然袖帶加壓，這會給被測量者帶來不適的測量體驗，當測量不準需要重新測量時，因血管受到袖帶壓力而變形，得不到即時恢復時，示波法的測量將會有較大誤差，因此示波法并不適合長時間的連續測量。

3、脈搏波速測定法屬于連續血壓測量方法中的一種，大量國內外的研究表明，脈搏波沿動脈傳播速率與血壓之間具有正相關的特性，因此通過測量脈搏波的波速可以間接推算出動脈的血壓值，但直接使用脈搏波波速測量收縮壓較為準確，但是對于舒張壓的測量較為不準確。

技術實現要素：

本發明的目的在于提供一種基于脈搏波波形和心電信號的血壓測量方法及裝置，旨在解決現有技術中對于舒張壓的測量較為不準確的問題。

一方面，本發明提供了一種基于脈搏波波形和心電信號的血壓測量方法，所述方法包括下述步驟：

獲取脈搏波波形及心電信號，提取所述脈搏波波形的特征點，及識別所述心電信號的r波波峰；

根據所述脈搏波波形，計算峰度系數、偏度系數及脈沖系數，并得到初步診斷結果；

計算信號采樣坐標差，及對所述特征點進行回歸檢測，分別計算得到收縮壓及舒張壓。

另一方面，本發明提供了一種基于脈搏波波形和心電信號的血壓測量裝置，所述裝置包括：

特征點獲取單元，用于獲取脈搏波波形及心電信號，提取所述脈搏波波形的特征點，及識別所述心電信號的r波波峰；

診斷結果單元，用于根據所述脈搏波波形，計算峰度系數、偏度系數及脈沖系數，并得到初步診斷結果；及

血壓測量單元，用于計算信號采樣坐標差，及對所述特征點進行回歸檢測，分別計算得到收縮壓及舒張壓。

本發明實施例通過采集用戶的脈搏波及心電信號，獲取脈搏波波形的特征點、峰度系數、偏度系數及脈沖系數，并計算信號采樣坐標差，建立線性回歸方程，計算得到收縮壓及舒張壓，最大限度抑制非典型脈搏波波形對后續血壓測量造成的影響，間接提高了測量的準確度，克服了原有方法測量舒張壓不準的情況，提升了測量準確度。

附圖說明

圖1是本發明實施例一提供的基于脈搏波波形和心電信號的血壓測量方法的實現流程圖；

圖2是單個周期脈搏波的特征點的示意圖；

圖3是濾除基線漂移后的脈搏波波形的示意圖；

圖4是脈搏波波形中的小波系數過零點的示意圖；

圖5是脈搏波波形中的小波系數模極小值的示意圖；

圖6是脈搏波波形中的起始點及對應的小波系數過零點的示意圖；

圖7是脈搏波波形中主波高度點與重搏波高度點及對應的小波系數過零點的示意圖；

圖8是脈搏波波形中降中峽高度點及對應的小波系數過零點的示意圖；

圖9是脈搏波的潮波及對應的小波系數過零點的示意圖；

圖10是心電信號r波波峰的示意圖；

圖11是本發明實施例二提供的基于脈搏波波形和心電信號的血壓測量裝置的結構示意圖。

具體實施方式

為了使本發明的目的、技術方案及優點更加清楚明白，以下結合附圖及實施例，對本發明進行進一步詳細說明。應當理解，此處所描述的具體實施例僅僅用以解釋本發明，并不用于限定本發明。

以下結合具體實施例對本發明的具體實現進行詳細描述：

實施例一：

圖1示出了本發明實施例一提供的基于脈搏波波形和心電信號的血壓測量方法的實現流程圖，為了便于說明，僅示出了與本發明實施例相關的部分，詳述如下：

在步驟s101中，獲取脈搏波波形及心電信號，提取脈搏波波形的特征點，及識別心電信號的r波波峰。

在本發明實施例中，將hk2000b型脈搏波傳感器采集到的脈搏波模擬信號，及氯化銀柔性電極貼片采集到的心電模擬信號進行濾波，放大，ad轉換等處理，已達到輸出平滑的數字信號，方便后續的處理。由于脈搏波信號的頻率較低，且信號的幅值較為微弱，比較容易受到外界電磁環境的干擾，心電信號也非常微弱，一般由心電電極采集到的信號只有50uv～5mv左右，其頻帶范圍是0.05hz-100hz，如果信號受到外界因素的干擾，則會對后續信號的分析與處理造成干擾，因此，在脈搏波信號及心電信號被采集之后，需要對兩者的信號進行信號放大和去噪處理，以得到處理后的脈搏波波形及心電信號。脈搏波中蘊含著豐富的生理信息，脈搏波中的特征點是生理信息的主要體現，圖2示出了單個周期脈搏波的特征點的示意圖，對脈搏波波形，提取特征點，特征點包括：脈搏波起始點a、主波高度點b、潮波起始點c、潮波結束點d、降中峽高度點e及重搏波高度點f，其中：

脈搏波起始點a是整個脈搏波的最低點，此時，心臟中的瓣膜開始打開；

主波高度點b是脈搏波的最高點，醫學界將其命名為主峰高度，主峰高度是由心臟的心室收縮，而引起血液從心室射入主動脈所致，其高度能反映心室的射血能力，以及血管的順應性等，主峰高度越高，則表示心臟心室的射血能力越強，血管的順應性越好；

潮波起始點c和潮波結束點d之間的波形稱之為潮波，潮波是由于心室射血主動脈所造成的，往往出現在主波和降中峽中間；

降中峽高度點e為降中峽，心室開始舒張，心臟瓣膜開始關閉，降中峽的高度反映出心血管的外周阻力大小以及心臟瓣膜的關閉速度，降中峽的高度越高，則說明心血管的外周阻力較大，反之，當降中峽的高度越低，則說明心血管的外周阻力較小，血管越通暢；

重搏波高度點f代表的是重搏波的高度，此時心臟處于舒張期，血液開始流回心臟，重搏波的高度反映了動脈的彈性及主動脈瓣的關閉功能，若重搏波的高度較小，則說明動脈的彈性較差，主動脈瓣關閉不全，反之，正常范圍內，重搏波的高度越高，則說明動脈彈性教好，主動脈瓣功能正常。

檢測脈搏波波形的特征點，包括：對脈搏波波形進行小波分解；不同層級上查找該層系數的模的極值點及過零點；得到該模的極值點及過零點所對應的值，即為特征點的值。

具體地，起始點檢測：

圖3示出了濾除基線漂移后的脈搏波波形的示意圖，利用小波分解消除了由交流電帶來的基線漂移之后，需要對脈搏波波形的特征點進行檢測，對于脈搏波波形的起始點檢測，采用的小波基是高斯小波gaus1，高斯函數的表達式為：其中，σ為標準差，同時對脈搏波波形進行尺度為2的小波分解。圖4示出了脈搏波波形中的小波系數過零點的示意圖，小波系數過零點眾多，過零點也代表著脈搏波波形的極值點，也就是說包括主波高度點，重搏波高度點，降中峽高度點等。

要精確定位到波谷對應的過零點，可以看出，脈搏波波形起始點對應的過零點都在小波系數的模最小值之前，需要先找到脈搏波波形的極小值對應的坐標，之后再往前搜索小波系數模極小值對應的前一個過零點即可，因此，檢測脈搏波波谷的第一步，是需要找到小波變換系數的模最小值。尋找模最小值的具體步驟為：先找到小波變換系數中的模極小值，之后可以設定一個閾值，將找到的模極小值乘以設定的閾值，就可以找到小波變換系數的最小值，再將模最小值的橫坐標對應回原來的脈搏波信號，即可找到模最小值對應脈搏波信號點，圖5示出了脈搏波波形中的小波系數模極小值的示意圖。小波系數模最小值對應的脈搏波波形上升斜率最大的點，而小波系數模最小值之前對應的第一個過零點對應的脈搏波波形，則為脈搏波的起始點(波谷)，可以將小波系數模最小值和小波系數的過零點分別存入數組，模最小值對應的數組下標之前的一個小波系數過零點數組下標，則為脈搏波的起始點的橫坐標，通過該橫坐標即可找到對應的脈搏波波谷，圖6示出了脈搏波波形中的起始點及對應的小波系數過零點的示意圖。

具體地，主波高度點、重搏波高度點及降中峽高度點檢測：

與檢測脈搏波波形的起始點的方法類似，主波高度點及重搏波高度點檢測也需要通過小波系數的過零點來尋找。第一步，對去除基線漂移的脈搏波波形進行尺度為2的小波分解，小波基同樣選擇高斯小波基gaus1；第二步，找到小波變換系數波形各周期內的模最小值和過零點，將模最小值和過零點分別存入數組；第三步，從圖4中可以看出，各周期內模最小值之后的第一個過零點下標對應的脈搏波值，即為脈搏波的主波高度點，各周期內模最小值之后的第三個過零點下標對應的脈搏波值，即為脈搏波波形的重搏波高度點，圖7示出了脈搏波波形中主波高度點與重搏波高度點及對應的小波系數過零點的示意圖。

類似的方法還可以檢測降中峽高度點，相同的小波基在相同的變換尺度下，模極小值之后的第二個過零點下標對應的脈搏波值，即為脈搏波的降中峽高度點，圖8示出了脈搏波波形中降中峽高度點及對應的小波系數過零點的示意圖。

具體地，脈搏波的潮波檢測：

一方面，潮波相對其他波形來說，形狀不明顯，且由于心血管系統功能的差異或者采樣傳感器沒有放在正確的位置，都容易檢測不出來，另一方面，是小波基的選取造成，一階高斯小波對于一階平緩信號相對不敏感，若采用二階高斯小波基mexh小波，則可以較好的解決該問題。

檢測脈搏波潮波的步驟如下：對去除極限漂移之后的脈搏波進行尺度為2小波變換，小波基選擇mexh；找到小波變換系數的過零點和小波變換系數的模極大值；找到各周期內模極大值之后的第二個過零點下標對應的脈搏波值，即為脈搏波的潮波，圖9示出了脈搏波的潮波及對應的小波系數過零點的示意圖。

在本發明實施例中，圖10示出了心電信號r波波峰的示意圖。識別心電信號的r波波峰具體為：獲取心電信號的r波，根據與預設閾值進行比對，得到r波波峰。

在本發明實施例中，每個人的脈搏波波形差異相當大，波峰的陡峭程度，重搏波的相對高度，脈搏上升期的速度，下降期的速度，潮波的高度等，這些脈搏波的波形特征都反映了一個人的心血管系統的健康狀況。正常人的脈搏波信號上升期陡峭，波峰的尖銳程度大，潮波明顯，峰度較大。而患有心血管疾病的患者的脈搏波信號與正常人大有不同，總的來說，上升期的速度要低于正常人，主波的高度也低于正常人，波峰較為平緩。不同心血管疾病的人脈搏波波形的差異也不盡一致。

在步驟s102中，根據脈搏波波形，計算峰度系數、偏度系數及脈沖系數，并得到初步診斷結果。

在本發明實施例中，峰度系數主要反映的是數字波形序列中，曲線頂端的尖銳或扁平程度，在統計學中，二階中心矩表示的是數據的方差，其可以在一定程度上反映數據序列波形的峰度，但對于方差相同而本身峰度不同的數字序列，二階中心矩則并不適用，需要使用四階中心矩來描述曲線頂端的尖銳程度。

峰度系數的計算公式為：

其中，k為波峰系數，n為樣本的數目，s⁴為標準差的四次方，k為樣本中個頻率成分的種類數目，fi為各頻率成分出現的數目，xi為每種頻率成分大小的值，為樣本的平均數。

由于正態分布的峰度系數為3，因此當波形的峰度系數k超過3時，則認為該波形為尖峰；當波形的峰度系數小于3時，則認為該波形為平峰。

在本發明實施例中，偏度系數是描述數字序列分布偏離對稱性的特征數(對時間的不對稱性)。

偏度系數的計算公式為：

其中，t為偏度系數，n為樣本的數目，s³為標準差的三次方，xi為每種頻率成分大小的值，為樣本的平均數。

當波形數字序列左右對稱時，波形的偏度系數為0；當偏度系數大于0的時候為正偏斜，則說明波形的右尾端較厚；當偏度系數大于0的時候為負偏斜，則說明波形的左尾端較厚。

在本發明實施例中，脈沖系數表示的是信號的峰值和平均值之間的比值。

脈沖系數的計算公式為：

其中，v為脈沖系數，xmax為樣本最大值，為樣本的平均數。

峰度系數越大，則說明波形中受到的沖擊越明顯。在脈搏波中，則表示心臟心室的射血能力越強。

在本發明實施例中，峰度系數主要評價的是主波的峰度系數，具體而言，峰度系數指的是脈搏波起始點到降中峽之間的波形的峰度系數，正常人的脈搏波峰度系數偏大，波峰尖銳，且上升期時間非常短促，下降期時間也相對平緩，正態分布的峰度系數為3，脈搏波的峰度比正態分布的峰度更加陡峭，因此正常人的單位周期內脈搏波的峰度系數大于3。

偏度系數指的也是整個脈搏波周期內的偏度系數，正常人的脈搏波主波表現是前陡后緩，正態分布的偏度系數為0，脈搏波下降期明顯比上市期所耗時間更長，因此脈搏波的偏度系數大于零，一般情況下正常人的偏度系數都大于0.5。

脈沖系數包括兩項，一個是主波的脈沖系數，另一個是重搏波的脈沖系數，正常的脈搏波重搏波的高度是主波高度的1/3-1/4之間，因此脈搏波的主波脈沖系數都大于脈搏重搏波的脈沖系數。

根據脈搏波所蘊含的生理信息，以及統計樣本的情況，本系統對脈搏波的波形得到初步診斷結果，脈搏波的初步診斷結果可以數字的方式呈現：

脈搏波特征點(脈搏波起始點、主波高度點、潮波起始點、潮波結束點、降中峽高度點及重搏波高度點)信息完整，且峰度系數大于2.5，偏度系數大于0.5，主波脈沖系數比重搏波的脈沖系數大50％，則可以初步判斷脈搏波波形特征屬于正常水平，本系統以顯示數字0代替；

脈搏波特征點(脈搏波起始點、主波高度點、潮波起始點、潮波結束點、降中峽高度點及重搏波高度點)信息完整，且脈搏波的峰度系數大于2.5，偏度系數大于0.5，主波脈沖系數和重搏波的脈沖系數比低于1.3，則可以初步判斷心臟心室的射血能力不足，此時系統顯示數字1，建議去醫院做進一步的詳細檢測。

脈搏波特征點(脈搏波起始點、主波高度點、潮波起始點、潮波結束點、降中峽高度點及重搏波高度點)信息完整，且脈搏波的峰度系數大于1，偏度系數大于0.5，重搏波的脈沖系數小于0.5，則可以初步判斷動脈的彈性較差或者主動脈瓣關閉不全，此時系統顯示數字2，建議去醫院做進一步的詳細檢測。

脈搏波特征點(脈搏波起始點、主波高度點、潮波起始點、潮波結束點、降中峽高度點及重搏波高度點)信息出現連續檢測都不完整的情況，或者脈搏波波形的評價指標不符合以上的三種情況，則可以初步判斷脈搏波傳感器佩戴不正常，或者心血管系統有問題，此時系統顯示數字3，建議重新檢測是否傳感器佩戴正確，或者去醫院做進一步的詳細檢測。

在步驟s103中，計算信號采樣坐標差，及對特征點進行回歸檢測，分別計算得到收縮壓及舒張壓。

在本發明實施例中，信號采樣坐標差反映的是脈搏波傳導時間的另一種表現形式，脈搏波傳導時間為在同一心跳周期內從心電信號的r波波峰到脈搏波波形的主波高度點的時間長度，信號采樣坐標差的計算公式為：其中，ptts為信號采樣坐標差，ptt為脈搏波傳導時間。

逐步回歸方程的一般表達式定義為：y＝a0+a1x1+a2x2+a3x3+…+amxm+…，

逐步回歸分析的主要步驟為：將變量逐步引入模型，在每引入一個解釋變量后，都要對其進行f檢驗，當原來引入的解釋變量由于后面的解釋變量的引入，而變得不再顯著的時候，則剔除原來的解釋變量。逐步引入脈搏波信號相關的特征點，來逐步探究這些特征點和血壓之間的關系。f檢驗就是解釋變量的顯著性效果檢驗。以一元的回歸線性方程為例，y＝a+bx+ε,ε～n(0,σ²)，若需要檢驗x和y的關系，只需檢驗假設h0:b＝0是否成立，這也就是線性回歸方程的顯著性檢測問題。

在概率統計學中，一般假設b＝0，只有拒絕原假設才能證明線性回歸模型是合理的，首先先構造變量y的離差平方和：

進行分解得到：

令u是回歸值與其平均值的離差平方和，而可以把看成是由于x的變化而引起的y值的變化，因此，稱之為回歸平方和。

令其反映的是觀測值與回歸值之間的離差平方和，它表示除x對y的線性影響之外的一切因素，引起的y值的變化，稱之為誤差平方和或殘差平方和。

當h0:b＝0為真時，有：

設檢驗水平為α，可以通過查f分布表的方式，判斷是否接受h0假設。具體檢驗規則是：若用樣本計算的f≤～fα(1,n-2)＝α，則接受h0；反之，則拒絕h0。

一般檢驗水平α的值越小，則表示變量選取的標準越嚴格。回歸分析里面有兩個檢驗水平，一個是αin和αout，對于本發明而言，αin＝0.10,αout＝0.15。只有接受了h0，才能繼續計算變量的系數。

具體來說，將脈搏波的各個變量(脈搏波起始點a、主波高度點b、潮波起始點c、潮波結束點d、降中峽高度點e及重搏波高度點f，以及峰度系數k，偏度系數t，脈沖系數v)，將各個變量的逐一進行逐步回歸檢驗。一開始先假設收縮壓sp和舒張壓dp與每個變量無關，如果最終f檢驗證明該變量與f的值有關，則否定原來假設，認為該變量和血壓有關，之后可以進一步計算該變量的系數。

通過最小二乘估計法來估算系數，最小二乘法(又稱最小平方法)是一種數學優化技術。它通過最小化誤差的平方和尋找數據的最佳函數匹配。利用最小二乘法可以簡便地求得未知的數據，并使得這些求得的數據與實際數據之間誤差的平方和為最小，具體計算過程如下：

設x和y之間的函數關系由直線方程：y＝a0+a1x，式中有兩個待定參數，a0代表截距，a1代表斜率，對于等精度測量所得到的n組數據(xi,yi)，i＝1,2,…,n，xi值被認為是準確的，所有的誤差只聯系著yi，下面利用最小二乘法把觀測數據擬合為直線。用最小二乘法估計參數時，要求觀測值yi的偏差的加權平方和為最小，對于等精度觀測值的直線擬合來說，可使

最小即對參數a(代表a0，a1)最佳估計，要求觀測值yi的偏差的平方和為最小。根據上式，有：

整理后得到正規方程組：

解正規方程組便可求得直線參數a0和a1的最佳估計值和即

計算出來第一個參數的系數后，繼續對另外一個參數進行逐步線性回歸分析，如果第二個參數也符合f檢驗的標準，則對第二個參數的系數進行最小二乘估計，以此類推。

經計算，符合條件的變量有：潮波起始點c，及號采樣坐標差ptts。

收縮壓sp計算公式為：sp＝a1*ptts+a0

舒張壓dp計算公式為：dp＝a1′*ptts+a2′*c+a0′

其中，a0,a1,a0′,a1′,a2′均為常數，根據樣本庫的情況不同，結果會有所不同，在本發明目前采集的樣本集中，其取值可以為：

a0＝159.9,a1＝-1.589,a0′＝60.484,a1′＝-0.047,a2′＝0.122。

在本發明實施例中，通過采集用戶的脈搏波及心電信號，獲取脈搏波波形的特征點、峰度系數、偏度系數及脈沖系數，并計算信號采樣坐標差，建立線性回歸方程，計算得到收縮壓及舒張壓，最大限度抑制非典型脈搏波波形對后續血壓測量造成的影響，間接提高了測量的準確度，克服了原有方法測量舒張壓不準的情況，提升了測量準確度。

本領域普通技術人員可以理解實現上述實施例方法中的全部或部分步驟是可以通過程序來指令相關的硬件來完成，所述的程序可以存儲于一計算機可讀取存儲介質中，所述的存儲介質，如rom/ram、磁盤、光盤等。

實施例二：

圖11示出了本發明實施例二提供的基于脈搏波波形和心電信號的血壓測量裝置的結構示意圖，為了便于說明，僅示出了與本發明實施例相關的部分。在本發明實施例中，基于脈搏波波形和心電信號的血壓測量裝置包括：特征點獲取單元21、診斷結果單元22及血壓測量單元23，其中：

特征點獲取單元21，用于獲取脈搏波波形及心電信號，提取脈搏波波形的特征點，及識別心電信號的r波波峰。

脈搏波中蘊含著豐富的生理信息，脈搏波中的特征點是生理信息的主要體現，圖2示出了單個周期脈搏波的特征點的示意圖，對脈搏波波形，提取特征點，特征點包括：脈搏波起始點a、主波高度點b、潮波起始點c、潮波結束點d、降中峽高度點e及重搏波高度點f，其中：

脈搏波起始點a是整個脈搏波的最低點，此時，心臟中的瓣膜開始打開；

主波高度點b是脈搏波的最高點，醫學界將其命名為主峰高度，主峰高度是由心臟的心室收縮，而引起血液從心室射入主動脈所致，其高度能反映心室的射血能力，以及血管的順應性等，主峰高度越高，則表示心臟心室的射血能力越強，血管的順應性越好；

潮波起始點c和潮波結束點d之間的波形稱之為潮波，潮波是由于心室射血主動脈所造成的，往往出現在主波和降中峽中間；

降中峽高度點e為降中峽，心室開始舒張，心臟瓣膜開始關閉，降中峽的高度反映出心血管的外周阻力大小以及心臟瓣膜的關閉速度，降中峽的高度越高，則說明心血管的外周阻力較大，反之，當降中峽的高度越低，則說明心血管的外周阻力較小，血管越通暢；

重搏波高度點f代表的是重搏波的高度，此時心臟處于舒張期，血液開始流回心臟，重搏波的高度反映了動脈的彈性及主動脈瓣的關閉功能，若重搏波的高度較小，則說明動脈的彈性較差，主動脈瓣關閉不全，反之，正常范圍內，重搏波的高度越高，則說明動脈彈性教好，主動脈瓣功能正常。

在本發明實施例中，圖10示出了心電信號r波波峰的示意圖。識別心電信號的r波波峰具體為：獲取心電信號的r波，根據與預設閾值進行比對，得到r波波峰。

在本發明實施例中，每個人的脈搏波波形差異相當大，波峰的陡峭程度，重搏波的相對高度，脈搏上升期的速度，下降期的速度，潮波的高度等，這些脈搏波的波形特征都反映了一個人的心血管系統的健康狀況。正常人的脈搏波信號上升期陡峭，波峰的尖銳程度大，潮波明顯，峰度較大。而患有心血管疾病的患者的脈搏波信號與正常人大有不同，總的來說，上升期的速度要低于正常人，主波的高度也低于正常人，波峰較為平緩。不同心血管疾病的人脈搏波波形的差異也不盡一致。

診斷結果單元22，用于根據脈搏波波形，計算峰度系數、偏度系數及脈沖系數，并得到初步診斷結果。

在本發明實施例中，峰度系數主要反映的是數字波形序列中，曲線頂端的尖銳或扁平程度，在統計學中，二階中心矩表示的是數據的方差，其可以在一定程度上反映數據序列波形的峰度，但對于方差相同而本身峰度不同的數字序列，二階中心矩則并不適用，需要使用四階中心矩來描述曲線頂端的尖銳程度。

峰度系數的計算公式為：

其中，k為波峰系數，n為樣本的數目，s⁴為標準差的四次方，k為樣本中個頻率成分的種類數目，fi為各頻率成分出現的數目，xi為每種頻率成分大小的值，為樣本的平均數。

由于正態分布的峰度系數為3，因此當波形的峰度系數k超過3時，則認為該波形為尖峰；當波形的峰度系數小于3時，則認為該波形為平峰。

在本發明實施例中，偏度系數是描述數字序列分布偏離對稱性的特征數(對時間的不對稱性)。

偏度系數的計算公式為：

其中，t為偏度系數，n為樣本的數目，s³為標準差的三次方，xi為每種頻率成分大小的值，為樣本的平均數。

當波形數字序列左右對稱時，波形的偏度系數為0；當偏度系數大于0的時候為正偏斜，則說明波形的右尾端較厚；當偏度系數大于0的時候為負偏斜，則說明波形的左尾端較厚。

在本發明實施例中，脈沖系數表示的是信號的峰值和平均值之間的比值。

脈沖系數的計算公式為：

其中，v為脈沖系數，xmax為樣本最大值，為樣本的平均數。

峰度系數越大，則說明波形中受到的沖擊越明顯。在脈搏波中，則表示心臟心室的射血能力越強。

在本發明實施例中，峰度系數主要評價的是主波的峰度系數，具體而言，峰度系數指的是脈搏波起始點到降中峽之間的波形的峰度系數，正常人的脈搏波峰度系數偏大，波峰尖銳，且上升期時間非常短促，下降期時間也相對平緩，正態分布的峰度系數為3，脈搏波的峰度比正態分布的峰度更加陡峭，因此正常人的單位周期內脈搏波的峰度系數大于3。

偏度系數指的也是整個脈搏波周期內的偏度系數，正常人的脈搏波主波表現是前陡后緩，正態分布的偏度系數為0，脈搏波下降期明顯比上市期所耗時間更長，因此脈搏波的偏度系數大于零，一般情況下正常人的偏度系數都大于0.5。

脈沖系數包括兩項，一個是主波的脈沖系數，另一個是重搏波的脈沖系數，正常的脈搏波重搏波的高度是主波高度的1/3-1/4之間，因此脈搏波的主波脈沖系數都大于脈搏重搏波的脈沖系數。

根據脈搏波所蘊含的生理信息，以及統計樣本的情況，本系統對脈搏波的波形得到初步診斷結果，脈搏波的初步診斷結果可以數字的方式呈現：

脈搏波特征點(脈搏波起始點、主波高度點、潮波起始點、潮波結束點、降中峽高度點及重搏波高度點)信息完整，且峰度系數大于2.5，偏度系數大于0.5，主波脈沖系數比重搏波的脈沖系數大50％，則可以初步判斷脈搏波波形特征屬于正常水平，本系統以顯示數字0代替；

脈搏波特征點(脈搏波起始點、主波高度點、潮波起始點、潮波結束點、降中峽高度點及重搏波高度點)信息完整，且脈搏波的峰度系數大于2.5，偏度系數大于0.5，主波脈沖系數和重搏波的脈沖系數比低于1.3，則可以初步判斷心臟心室的射血能力不足，此時系統顯示數字1，建議去醫院做進一步的詳細檢測。

脈搏波特征點(脈搏波起始點、主波高度點、潮波起始點、潮波結束點、降中峽高度點及重搏波高度點)信息完整，且脈搏波的峰度系數大于1，偏度系數大于0.5，重搏波的脈沖系數小于0.5，則可以初步判斷動脈的彈性較差或者主動脈瓣關閉不全，此時系統顯示數字2，建議去醫院做進一步的詳細檢測。

脈搏波特征點(脈搏波起始點、主波高度點、潮波起始點、潮波結束點、降中峽高度點及重搏波高度點)信息出現連續檢測都不完整的情況，或者脈搏波波形的評價指標不符合以上的三種情況，則可以初步判斷脈搏波傳感器佩戴不正常，或者心血管系統有問題，此時系統顯示數字3，建議重新檢測是否傳感器佩戴正確，或者去醫院做進一步的詳細檢測。

血壓測量單元23，用于計算信號采樣坐標差，及對特征點進行回歸檢測，分別計算得到收縮壓及舒張壓。

在本發明實施例中，信號采樣坐標差反映的是脈搏波傳導時間的另一種表現形式，脈搏波傳導時間為在同一心跳周期內從心電信號的r波波峰到脈搏波波形的主波高度點的時間長度，信號采樣坐標差的計算公式為：其中，ptts為信號采樣坐標差，ptt為脈搏波傳導時間。

經計算，符合條件的變量有：潮波起始點c，及號采樣坐標差ptts。

收縮壓sp計算公式為：sp＝a1*ptts+a0

舒張壓dp計算公式為：dp＝a1′*ptts+a2′*c+a0′

其中，a0,a1,a0′,a1′,a2′均為常數，根據樣本庫的情況不同，結果會有所不同，在本發明目前采集的樣本集中，其取值可以為：

a0＝159.9,a1＝-1.589,a0′＝60.484,a1′＝-0.047,a2′＝0.122。

在本發明實施例中，最大限度抑制非典型脈搏波波形對后續血壓測量造成的影響，間接提高了測量的準確度，克服了原有方法測量舒張壓不準的情況，提升了測量準確度。

在本發明實施例中，提供的基于脈搏波波形和心電信號的血壓測量裝置各單元可由相應的硬件或軟件單元實現，各單元可以為獨立的軟、硬件單元，也可以集成為一個軟、硬件單元，在此不用以限制本發明。該裝置各單元的實施方式具體可參考前述實施例一的描述，在此不再贅述。

以上所述僅為本發明的較佳實施例而已，并不用以限制本發明，凡在本發明的精神和原則之內所作的任何修改、等同替換和改進等，均應包含在本發明的保護范圍之內。