本發明涉及血壓測量技術領域，具體地說，涉及一種基于光電容積脈搏波的無創連續血壓測量方法。

背景技術：

血壓(bloodpressure，bp)作為人體的重要生理健康指標，其能夠為如心血管疾病等的診斷與治療提供重要的參數依據。

現有的血壓測量可以分為有創血壓測量和無創血壓測量兩大類，其中：有創血壓測量需要將壓力傳感器的導管插入測量對象的大動脈或者心臟以檢測血壓信號，測量結果精準，但準備時間長、對受測者要求高且易引起并發癥；無創血壓測量一般通過接觸人體表層獲取特征信號進行分析處理得到血壓，不會對受測者帶來創傷，因此無創測量法更適合常規血壓測量的需求。

血壓的自動連續測量在醫學上有重大的實際意義，如在臨床醫學上對危重病人和手術中的重癥患者都需要進行血壓的連續監控，從而使得一旦病人出現意外醫護人員能夠及時采取有效的救護措施。現有的如柯氏聽音法、示波法、動脈張力法、容積補償法等無創血壓測量方法由于受到血管彈性恢復等因素的限制，均都不能進行血壓連續監控。

目前普遍是基于容積脈搏波對測量對象的血壓進行無創連續監測，該種方法主要是通過建立容積脈搏波傳導時間與血壓相關性的模型而實現。

通過容積脈搏波傳導時間進行血壓測量的方法主要有兩種：1、同時測量一路心電信號和脈搏波信號，根據兩個信號的時間差獲得脈搏波從心臟到測量位置的傳導時間；2、同時測量兩路距離心臟不同的光電容積脈搏波，根據兩路脈搏波特征點的時間差計算得到脈搏波傳導時間。這兩種方法可以統歸為兩點式測量方法，測量過程涉及人體多個部位，測量操作復雜，容易受測量位置的影響而帶來誤差。此外，脈搏波傳導時間與人體收縮壓呈線性關系，與人體舒張壓線性相關性不佳，因此人體舒張壓不能很好的通過脈搏波傳導時間進行測量。

技術實現要素：

本發明的內容是提供一種基于光電容積脈搏波的無創連續血壓測量方法，其能夠克服現有技術的某種或某些缺陷。

根據本發明的基于光電容積脈搏波的無創連續血壓測量方法，其包括以下步驟：

步驟一、采集測量對象的容積脈搏波，經處理后，獲取數字信號形式的數字容積脈搏波，數字容積脈搏波時間c到幅值的映射關系以f(c)表示；

步驟二、提取數字容積脈搏波的最大幅值hp、最小幅值ht和心臟搏動周期t，根據公式“aarea＝∫f(c)dc-ht*c”獲取數字容積脈搏波在一個心臟搏動周期t中的脈搏波波形面積aarea，根據公式“haυe＝ht+(aarea/c)”獲取脈搏波平均幅值have；

步驟三、通過對數字容積脈搏波進行二階微分運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心臟搏動周期t中的第一上升支點p1和第二上升支點p2，進而獲取脈搏波傳導時間pwtt，脈搏波傳導時間pwtt為第一上升支點p1和第二上升支點p2間的時間差；

步驟四、根據公式獲取脈壓差dp，其中，α是與血管特征相關的系數；

步驟五、根據公式“sbp＝a·pwtt+b”獲取收縮壓sbp，其中，a和b為擬合系數；

步驟六、獲取舒張壓，舒張壓為收縮壓sbp與脈壓差dp的差值。

本發明中，僅需要采集單點光電容積脈搏波信號，即可較佳地獲取收縮壓sbp和舒張壓，從而大大降低了信號獲取難度、較佳地提升了測量舒適度，而且預測模型結果精度較高，從而很好地實現了連續血壓監測。

作為優選，步驟一中，采用光電傳感器采集測量對象的容積脈搏波從而獲取模擬信號形式的模擬容積脈搏波，之后對模擬容積脈搏波依次進行降噪、放大和ad轉換進而獲取初級數字容積脈搏波，之后對初級數字容積脈搏波依次進行濾波和矯正進而獲取數字容積脈搏波。從而能夠較佳地提升最終所處理信號的精度，進而大大提升了測量精度。

作為優選，步驟二中，采用自適應局部極值尋找法提取數字容積脈搏波的最大幅值hp、最小幅值ht和心臟搏動周期t。從而能夠較佳地獲取數字容積脈搏波的最大幅值hp、最小幅值ht和心臟搏動周期t

作為優選，步驟三中，采用自適應局部極值尋找法提取第一上升支點p1和第二上升支點p2。從而能夠較佳地獲取第一上升支點p1和第二上升支點p2。

作為優選，采用afe4400對模擬容積脈搏波依次進行降噪、放大和ad轉換。從而能夠較佳地對模擬容積脈搏波信號進行調理。

附圖說明

圖1為實施例1中的光電傳感器的工作過程示意圖；

圖2為數字容積脈搏波在一個心臟搏動周期中的波形圖；

圖3為二階微分容積脈搏波在一個心臟搏動周期中的波形圖。

具體實施方式

為進一步了解本發明的內容，結合附圖和實施例對本發明作詳細描述。應當理解的是，實施例僅僅是對本發明進行解釋而并非限定。

實施例1

本實施例提供了一種基于光電容積脈搏波的無創連續血壓測量方法，其能夠通過光電容積脈搏波獲取人體收縮壓和人體舒張壓，從而以無創、便捷、精確、連續的方式得到血壓測量結果。

本實施例中的無創連續血壓測量方法包括以下步驟：

步驟一、采集測量對象的容積脈搏波，經處理后，獲取數字信號形式的數字容積脈搏波，數字容積脈搏波時間c到幅值的映射關系以f(c)表示；

結合圖1所示，本實施例中采用一光電傳感器100自測量對象的手指末端200處采集測量對象的容積脈搏波，光電傳感器100包括紅外發射源110、紅光發射源120和光電接收管130；其中，紅外發射源110向手指末端200發射波長為810nm的測量光束，紅光發射源120向手指末端200發射波長為600nm的測量光束，光電接收管130接收兩個測量光束經手指末端200吸收后的光信號從而獲取模擬信號形式的模擬容積脈搏波；之后采用afe4400對模擬容積脈搏波依次進行降噪、跨阻放大和ad轉換，從而獲取初級數字容積脈搏波；之后，將初級數字容積脈搏波送入一mcu中，在該mcu中對初級數字容積脈搏波進行0.1hz～30hz的帶通濾波，并利用現有的數學形態學算法進行信號矯正，進而去除漂移基線，從而得到信噪比高、特征清晰的數字容積脈搏波；

步驟二、采用現有的自適應局部極值尋找法提取數字容積脈搏波的最大幅值hp、最小幅值ht和心臟搏動周期t，根據公式“aarea＝∫f(c)dc-ht*c”獲取數字容積脈搏波在一個心臟搏動周期t中的脈搏波波形面積aarea，根據公式“haυe＝ht+(aarea/c)”獲取脈搏波平均幅值have；

如圖2所示，為數字容積脈搏波f(c)在一個心臟搏動周期t中的波形圖；本實施例中，提取相鄰兩個脈搏波(數字容積脈搏波中包含多個連續的脈搏波)主波波峰的時間間隔作為心臟搏動周期t，將一個心臟搏動周期t內脈搏波的最大值作為最大幅值hp、最小值作為最小幅值ht；之后通過積分運算獲得脈搏波波形面積aarea，進而獲得脈搏波平均幅值have；

步驟三、通過對數字容積脈搏波進行二階微分運算獲取二階微分容積脈搏波，采用現有的自適應局部極值尋找法提取二階微分容積脈搏波在一個心臟搏動周期t中的第一上升支點p1和第二上升支點p2，進而獲取脈搏波傳導時間pwtt，脈搏波傳導時間pwtt為第一上升支點p1和第二上升支點p2間的時間差；

如圖3所示，為二階微分容積脈搏波在一個心臟搏動周期t中的波形圖；本實施例中，將第一上升支點p1和第二上升支點p2與因心臟搏動而引起的血液迸出和回流建立聯系，從而將第一上升支點p1與第二上升支點p2間的時間間隔作為血液從心臟搏出到傳遞至末端手指毛細血管的脈搏波傳導時間pwtt；

步驟四、根據公式獲取脈壓差dp，其中，α是與血管特征相關的系數；

本實施例中，根據朗伯-比爾定律關聯探測光強與輸出電壓的關系和人體指脈血壓容積變化與血壓的關系，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的關系為其中α是與血管特征參數有關的擬合系數；以脈壓差dp為因變量，以最大幅值hp、最小幅值ht、脈搏波平均幅值have和脈搏波波形面積aarea和血管特征參數α為自變量，即可得到公式進而能夠較佳地獲取脈壓差dp的預測模型；值得注意的是，血管特征參數α是經多次擬合逐步獲取，即脈壓差dp也是經多次擬合而逐步獲取的；

步驟五、根據公式“sbp＝a·pwtt+b”獲取收縮壓sbp，其中，a和b為擬合系數；

本實施例中，由于收縮壓sbp與脈搏波傳導時間pwtt成線性關系，因此以收縮壓sbp為因變量、以脈搏波傳導時間pwtt為自變量，并進行回歸分析即可建立收縮壓sbp的預測模型，即“sbp＝a·pwtt+b”；其中，擬合系數a和b通過逐步擬合即可獲取；

步驟六、獲取舒張壓，舒張壓為收縮壓sbp與脈壓差dp的差值。

本實施例中，利用差和計算(收縮壓sbp-脈壓差dp)即可較準確地獲取舒張壓。

通過本實施例中所提供的方法，能夠較為精確的連續獲取測量對象的收縮壓sbp和舒張壓，并且能夠通過相關性分析和bland-altman分析，驗證該方法在測量血壓方面的精度，進而對相應的測量模型進行改進。

本實施例中的方法，只需要采集單點光電容積脈搏波信號，即可較佳地獲取收縮壓sbp和舒張壓，從而大大降低了信號獲取難度、較佳地提升了測量舒適度，而且預測模型結果精度較高，從而很好地實現了連續血壓監測。

以上示意性的對本發明及其實施方式進行了描述，該描述沒有限制性，附圖中所示的也只是本發明的實施方式之一，實際的結構并不局限于此。所以，如果本領域的普通技術人員受其啟示，在不脫離本發明創造宗旨的情況下，不經創造性的設計出與該技術方案相似的結構方式及實施例，均應屬于本發明的保護范圍。