技术领域
本发明属于一种可穿戴式连续血压估测系统及方法，特别是一种基于舒张压动态补偿的 可穿戴式连续血压估测系统及方法。
背景技术
血压(blood pressure,BP)是血液在血管内流动时，作用于单位面积血管壁的侧压力， 即压强。血压是人体循环系统机能的重要参数，也是临床上疾病诊断和治疗的重要依据，而 连续的血压估测更是意义重大。
目前基于脉搏波传播时间(pulse transit time,PTT)法的连续血压估测通常选择以 PTT为自变量，通过线性函数、反比例函数或者抛物线函数计算收缩压systolic blood pressure,SBP)和舒张压(diastolic blood pressure,DBP)，其中参数采用校准的方式 进行标定。然而，许多研究表明，收缩压与脉搏波传播时间PTT具有较好的相关性，但舒张 压由于同时受到血管外周阻力及脉搏波反射波的影响，与PTT的相关性并不是很强。因此， 如果单纯用PTT来计算舒张压，会造成较大的误差。
穿戴式的系统是连续血压估测最重要的实现形式之一。目前的穿戴式血压估测系统有很 多，主要分为袖带和非袖带系统。其中充气袖带对人体血管具有压迫作用，不利于长期估测， 且不能实现连续血压估测；非袖带系统有穿戴式腕带，穿戴式手环，穿戴衣，穿戴式胸带加 手表等多种组合形式，这些穿戴式系统虽然可以实现连续血压估测，但是还存在一些实际问 题：比如穿戴式腕带或手环一般是利用腕部的压力脉搏波传感器或指端的容积脉搏波传感器 采集信号，而位于腕部或指端的传感器不仅因手臂的灵活多动使信号容易受到运动等干扰， 且指端传感器给人们的很多动作带来不便；穿戴衣装置为实现心电信号与肌肤的良好接触， 一般采用莱卡材料或运动型的紧身上衣或内衣形式，这种设计不太适合夏天炎热天气穿着且 不符合很多现代人对着装的审美等，因此也尚未被人群广泛接受。
综上所述，目前的可穿戴式连续血压估测系统还存在着一些问题，有些系统穿戴起来不 够方便舒适，还有些系统的血压估测精度有待提高。
发明内容
本发明针对上述问题，提供了一种较为舒适美观且不影响被测者日常行动的可穿戴式连 续血压估测系统，该系统的硬件设计符合穿戴式设备低功耗、小体积的要求，同时通过一种 用脉搏波波形参数动态补偿舒张压估测值的算法，提高了舒张压的估测精度。
本发明的可穿戴式连续血压估测系统技术方案通过以下方式实现：
该系统装置由穿戴式心电前端传感单元、容积脉搏波信号传感单元、接口连接转换单元、 信号采集传输单元及智能计算处理单元五部分组成。其中，穿戴式心电前端传感单元利用位 于胸前的心电电极测量心电信号；容积脉搏波信号传感单元利用光电透射法测量耳端脉搏波 信号；接口连接转换单元设计成戴在颈部的半项圈形式，用以连接穿戴式心电前端传感单元、 容积脉搏波信号传感单元和信号采集传输单元；信号采集传输单元设计成半项圈挂件，用于 同步采集心电信号和光电容积脉搏波信号，并通过无线通讯方式实时发送数据到智能计算处 理单元，该装置可挂于胸前或置入上衣胸前口袋；智能计算处理单元为在随身智能终端(如 手机、PDA等)上运行的实时连续血压估测算法及其人机交互界面，算法内容包括无线心电 和脉搏波信号的实时接收、预处理、特征点检测，以及血压的实时计算，人机交互界面内容 包括血压校准功能实现、信号的显示和存储以及心率、血压结果的显示和存储。
本发明利用脉搏波波形参数动态补偿舒张压估测值的算法主要包括如下步骤：
步骤一：通过本穿戴式系统实时采集心电信号和容积脉搏波信号，并对信号进行滤波等 预处理；
步骤二：根据采集的心电信号和容积脉搏波信号计算脉搏波传输时间PTT；
步骤三：获得受试者静息状态下的收缩压SBP0、舒张压DBP0、脉搏波幅值f0、脉搏波 传输时间PTT0、脉搏波主波与第三反射波之间的时间T13和心动周期T的比值T13V0；
步骤四：参考校准，得到计算实时收缩压SBP所需的参数a、b,根据公式：
SBP＝b×PTT+a
计算出实时收缩压SBP值；
步骤五：计算开始状态的脉搏波幅值fs、脉搏波主波与第三反射波之间的时间T13和 心动周期T的比值T13Vs；通过公式：
k = m × T 13 V 0 PP 0 = f s - f 0 f 0 × T 13 V 0 T 13 V s - T 13 V 0 ]]>
计算出k值，并通过公式：
DBP = SBP - ( SBP 0 - DBP 0 ) × ( 1 + k × ( T 13 V T 13 V 0 - 1 ) ) ]]>
计算出实时舒张压DBP值；
步骤六：考虑到长时间状态变化的影响，对T13V设定一个合适的阈值，当T13V的变化 超过阈值时，此时更新k值。假设上一次超出阈值时所对应的状态为T13Vm、fm、SBPm、 DBPm，简称为m状态；若当前T13V的变化又超出了阈值，此次超出阈值所对应状态为 T13Vn、fn、SBPn、DBPn，简称为n状态，此时通过公式：
k n = f n - f m f m × T 13 V m T 13 V n - T 13 V m ]]>
计算更新后的kn值。
步骤七：相应地，当T13V未再次超出阈值时，n状态之后的舒张压DBP的估测方程变 为：
DBP = SBP - ( SBP m - DBP m ) × ( 1 + k n × ( T 13 V T 13 V m - 1 ) ) ]]>
其中，DBP对应的是当T13V未再次超出阈值时，n状态之后的一段时间内实时估测的舒张 压值。
智能计算处理单元包括以下顺序和步骤：
步骤一：开始界面→输入被测者个人信息；
步骤二：选择无线连接配对设备，建立连接，若不成功，重新连接；
步骤三：连接成功→进入静息状态界面→接收数据，波形显示及特征点检测，计算 参数→输入标准点血压值→数据存储；
步骤四：进入校准状态界面→开始校准→校准成功，若不成功，重复此步骤→数 据存储，校准结束；
步骤五：进入血压实时监测状态界面→心率及血压值实时计算并显示→数据存储；
步骤六：结束血压估测并退出。
本发明的有益效果在于：
1、本发明提供了一种基于舒张压动态补偿的连续血压估测方法，对舒张压的连续估测进 行了不同状态下的实时动态补偿，具有更高的舒张压估测精度；
2、本发明提供了一种基于便携式智能终端的可穿戴式连续血压估测系统，该系统外观设 计更美观、穿戴更方便。日常测量时，整个系统装置穿戴非常方便，传感器所选位置对信号 质量的影响相对人体其他部位干扰更小；不测量时，整个系统装置可以折叠组合成一个半项 圈加吊坠的形式。该系统装置不干扰人们的日常行动，更符合穿戴式系统的理念。
附图说明
图1为基于智能终端的可穿戴式无创连续血压估测系统整体结构框图；
图2为基于智能终端的可穿戴式无创连续血压估测系统整体结构图；
图3为附图2中穿戴式心电传感单元结构图；
图4为附图3中穿戴式心电电极结构图；
图5为附图2中接口连接转换单元结构图；
图6为附图2中信号采集传输单元结构图；
图7为连续血压估测方法中相关参数示意图；
具体实施方式
下面结合附图及实施例对本发明作进一步的详细说明。
如图1所示，基于智能终端的可穿戴式连续血压估测系统由穿戴式心电前端传感单元、 容积脉搏波信号传感单元、接口连接转换单元、信号采集传输单元及智能计算处理单元五部 分组成。穿戴式心电前端传感单元利用位于胸前的心电电极测量心电信号；容积脉搏波信号 传感单元利用光电透射法测量耳端脉搏波信号；接口连接转换单元设计成戴在颈部的半项圈 形式，用以连接穿戴式心电前端传感单元、容积脉搏波信号传感单元和信号采集传输单元； 信号采集传输单元设计成半项圈挂件，用于同步采集心电信号和光电容积脉搏波信号，并通 过无线通讯方式实时发送数据到智能计算处理单元，整个系统装置可挂于胸前或置入上衣胸 前口袋；智能计算处理单元以采用基于Android的智能手机平台为例，并设计成一个独立的 APP应用软件，包括实现信号的实时无线接收，预处理，特征点检测，显示与存储，以及收 缩压和舒张压的实时计算和显示等功能。
如图2所示，基于智能终端的可穿戴式无创连续血压估测系统结构图，由穿戴式心电前 端传感单元1、容积脉搏波信号传感单元2、接口连接转换单元3、信号采集传输单元4及 智能计算处理单元5组成。
如图3所示，穿戴式心电前端传感单元1采用心电电极10置于胸前，心电电极个数为 三个，分别对应两个差分输入端及反馈回身体以降低共模干扰的第三端。三个心电电极装置 通过可折叠连接装置11串联在一起，导线穿过连接装置呈S型分布，可大大增加来回折叠 时导线的寿命，三个电极的导线12最终集合在中间的电极上方。两侧心电电极基底外部开 有多个凹槽，通过胸带13连接用以保证心电电极与体表的良好接触。胸带13可以是具有弹 性的松紧带。
如图4所示，心电电极10具体为，为提高与皮肤接触的舒适度，采用镀银电子织物101， 其中101与106分别为织物电极接触皮肤面及折叠入电极内部面；电极内部垫入海绵102， 并采用底板104固定，用以确保织物与皮肤具有更大的接触面积；织物内部设置有连接导线 用的连接端子，其中连接端子为微型不锈钢金属暗扣，由铆钉105、暗扣座107及暗扣头 108组成，不锈钢金属暗扣不仅具有良好的导电性能，而且可以防止汗液侵蚀；整个电极通 过基底103及后盖109封装，基座103四边开有凹槽，可以与后盖109扣合，基底103 可保证电极不会受到拉伸造成接触阻抗变化；后盖109外侧面开有多个凹槽，数量大于等于 两个，用以连接固定电极用胸带13，多个凹槽可以微调胸带的松紧程度。镀银电子织物101 可自由拆卸洗涤和更换。
容积脉搏波信号传感单元2采用光电二极管透射式传感器采集光电容积脉搏波信号，光 电二极管的波长约为940nm。传感器的结构形状为夹子状，夹子内侧具有包围光电二极管 的硅胶材料，防止环境光对二极管的影响；夹子外侧同时附有用以固定夹子的弹性带，防止 夹子移动而对信号质量造成的影响。
接口连接转换单元3设计成可戴在颈部的半项圈形式，具体结构如图5所示，整体结构 设计成更符合颈部佩戴的曲线形式，其中，连接头装置301内部集成有电路转换接口302 及固定端子303，分别对应导线接头304及固定端子305，固定端子305的长度略短于对 应导线接头304，可防止由于活动造成的接口电路连接不良，保证受力部分分布在固定端子 305上；束线装置306用以将导线接口封装，防止电路转换插头及插座暴露在外部，可有效 防雨，与连接头装置301通过卡口连接；接口连接转换单元3中可包括光电容积脉搏波信号 的信号调理电路，具体包括信号的放大及滤波电路。与接口连接转换单元3相连的三个模块 单元均可以自由拆卸组装，更加方便被测者的穿戴，且不会对被测者的日常行动造成干扰。
如图6所示，信号采集传输单元4包括锂电池、电源充电电路模块、稳压电路模块、心 电信号调理电路模块、单片机控制采集模块及蓝牙无线通讯传输模块。信号采集传输单元同 步采集心电信号及光电容积脉搏波信号，经过单片机控制并由蓝牙通讯传输模块发送至智能 计算处理终端。
智能计算处理单元5基于Android智能手机平台，编程语言为Java语言，并设计成一 个独立的APP应用软件。具体功能包括血压测量流程界面，信号的特征点检测，信号显示与 存储，血压实时计算，当血压值高于警戒值时出现报警信息等。
智能计算处理单元界面流程及步骤如下：
步骤一：打开APP，进入开始界面；
步骤二：输入被测者个人信息；
步骤三：选择蓝牙配对连接，输入配对密码，建立连接；
步骤四：进入静息状态界面，点击开始采集，实时显示心电及光电脉搏波信号并进行特 征点检测，计算脉搏波传播时间，同时采用校准血压计测量血压，并将测得的收缩压及舒张 压值输入手机，用作校准标准点；
步骤五：进入校准状态界面，点击开始校准，实时测量校准第一状态时的信号并检点， 若信号质量不佳可选择重新操作此步骤；
步骤六：点击下一步进入校准第二状态，输入高度参数，实时测量信号并检点，并计算 出血压估测方程中的参数；
步骤七：进入血压实时监测状态界面，实时显示心电及光电脉搏波信号并检点，实时计 算连续血压值，并实时显示及结果存储；
步骤八：结束血压测量并关闭APP。
本发明所述连续血压估测方法具体方案如下：
采用基于脉搏波传播时间法的血压估测方法，其中血压BP与脉搏波传播时间PTT近似 认为呈线性关系，脉搏波传播时间PTT定义为同一心动周期内，心电R波到光电容积脉搏波 起始点之间的时间，如图7所示；进一步，血压测量校准方法采用单点校准方式，校准方法 为流体静压法，原理为通过坐立与平躺两种不同姿势下高度变化引起的血压变化及PTT变化， 计算出血压估测方程中的斜率参数值，并结合静息状态下的标准点计算出血压估测方程中的 截距参数值。
所用收缩压SBP估测方程为：
SBP＝b×PTT+a (1)
其中，参数a和b的值具有个体差异，b值由流体静压法所得。
对于舒张压而言，舒张压不仅受到收缩压的影响，同时受到血管外周阻力及脉搏波反射 波的影响，与PTT的相关性并不是很强。有实验研究表明，脉搏波主波与第三反射波之间的 时间T13与脉压PP具有很好的相关性。如图7所示，在脉搏波传播过程中，当信号主波在 血管传播时，血管中血压主要位于收缩压附近，而当第三反射波在血管中的传播时，血管中 血压主要位于舒张压附近，它们之间的时间差(T13)与脉压具有很强的相关性。因此有下 面方程：
PP＝m×T13V+n (2)
其中，参数T13V为每个心动周期中T13与心动周期时间T的比值，参数m和n为方程参 数，具有个体化差异。
有文献研究表明，肢体末端采集到的PPG信号，其幅值f的变化能够一定程度上追踪脉 压的变化，即
PP/PP0＝f/f0 (3)
其中，PP0为参考校准点时对应的脉压值，f0为参考校准点时对应的容积脉搏波幅值。
结合公式(1)(2)(3)，可以得出舒张压DBP的估测方程，如下：
DBP = SBP - PP = SBP - ( PP 0 + ΔPP ) = SBP - PP 0 ( 1 + PP - PP 0 PP 0 ) = SBP - PP 0 ( 1 + m × T 13 V 0 × ( T 13 V T 13 V 0 - 1 ) PP 0 ) = SBP - ( SBP 0 - DBP 0 ) × ( 1 + k × ( T 13 V T 13 V 0 - 1 ) ) - - - ( 4 ) ]]>
其中，参数k值是一个与上述参数m相关的值，具有如下表示形式：
k = m × T 13 V 0 PP 0 = Δf f 0 × T 13 V 0 ΔT 13 V - - - ( 5 ) ]]>
其中，Δf为开始估测状态时的幅值与参考校准点状态的幅值之差，ΔT13V为开始估测状 态时的时间参数与参考校准点状态的时间参数之差。
考虑到长时间估测后人体的状态与初始校准点时的状态可能会相差过大，因此对T13V设 定一个合适的阈值，当T13V的变化超过阈值时，此时更新k值。
假设上一次超出阈值时所对应的状态为T13Vm、fm、SBPm、DBPm，简称为m状态； 若当前T13V的变化又超出了阈值，此次超出阈值所对应状态为T13Vn、fn、SBPn、DBPn， 简称为n状态，此时有：
k n = f n - f m f m × T 13 V m T 13 V n - T 13 V m - - - ( 6 ) ]]>
相应地，当T13V未再次超出阈值时，n状态之后的舒张压DBP的估测方程变为：
DBP = SBP - ( SBP m - DBP m ) × ( 1 + k n × ( T 13 V T 13 V m - 1 ) ) - - - ( 7 ) ]]>
其中，DBP对应的是当T13V未再次超出阈值时，n状态之后的一段时间内实时估测的 舒张压值。
在公式(7)中，我们采用脉搏波主波与第三反射波之间的时间T13来估测脉压，并采 用容积脉搏波幅值f获取常数kn，其原因在于：肢体末端的脉搏波信号幅值变化并不稳定， 其不仅受到脉压变化影响，而且会受到温度及人体神经系统自主调节等其他因素影响，因此 单独通过脉搏波信号幅值f来追踪脉压的变化会存在误差。同时，在脉搏波传播过程中，当 信号主波在血管传播时，血管中血压主要位于收缩压附近，而当第三反射波在血管中的传播 时，血管中血压主要位于舒张压附近，因此有实验结果表明，它们之间的时间差(T13)与 脉压具有很强的相关性。基于这样的分析，我们认为，T13V比幅值f更能准确的追踪脉压 PP的变化。因此，在公式(7)中，本方法主要采用参数T13V对舒张压的估测进行补偿， f则仅被用来校准T13V和脉压的方程，以获得公式(6)中的常数m值。同时，本发明通 过设定T13V阈值法实时更换基准点，并更新相应的补偿参数kn值，以达到实时追踪血压变 化，提高舒张压测量精度的目的。
以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原 则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。