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1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 (10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201611063356.5 (22)申请日 2016.11.28 (66)本国优先权数据 201611023873.X 2016.11.14 CN (71)申请人 中国科学院电子学研究所 地址 100190 北京市海淀区北四环西路19 号 (72)发明人 陈贤祥 夏善红 张强 方震 (74)专利代理机构 中科专利商标代理有限责任 公司 11021 代理人 任岩 (51)Int.Cl. A61B 5/021(2006.01) (54)发明名称 无袖带血压测量系统 (57)摘要 本。
2、发明提供了一种无袖带血压测量系统。 该 无袖带血压测量系统包括： 拟合单元， 用于对参 考血压数据和脉搏波传输时间进行函数拟合； 生 理信号获取质量在线计算单元， 用于在线评估生 理信号波形在日常工作与生活状态下获取的波 形质量， 得到波形质量因子； 脉搏波传输时间在 线计算单元， 用于从生理信号波形中计算脉搏波 传输时间， 所述脉搏波传输时间为一序列； 卡尔 曼滤波单元， 用于对血压或脉搏波传输时间进行 卡尔曼滤波； 以及血压计算单元， 用于根据脉搏 波传输时间和拟合参数计算血压， 所述血压为一 序列。 本发明可以降低噪声通过生理信号波形对 血压监测精度的影响， 提高无袖带、 动态、 连续血。
3、 压的测量精度。 权利要求书3页 说明书6页 附图3页 CN 106510669 A 2017.03.22 CN 106510669 A 1.一种无袖带血压测量系统， 其特征在于， 该系统包括： 拟合单元(1)， 用于对参考血压数据和脉搏波传输时间进行函数拟合； 生理信号获取质量在线计算单元(2)， 用于在线评估生理信号波形在日常工作与生活 状态下获取的波形质量， 得到波形质量因子； 脉搏波传输时间在线计算单元(3)， 用于从生理信号波形中计算脉搏波传输时间， 所述 脉搏波传输时间为一序列； 卡尔曼滤波单元(4)， 用于对血压或脉搏波传输时间进行卡尔曼滤波； 以及 血压计算单元(5)， 用于根。
4、据脉搏波传输时间和拟合参数计算血压， 所述血压为一序 列。 2.根据权利要求1所述的测量系统， 其特征在于， 所述拟合单元包括： 第一拟合子单元， 用于N次测量生理信号波和参考血压值， 并基于每一次测量得到的生 理信号波， 计算其对应的脉搏波传输时间； 以及 第二拟合子单元， 用于对脉搏波传输时间和对应的参考血压值进行拟合， 得到两者的 函数关系。 3.根据权利要求1所述的测量系统， 其特征在于， 在所述卡尔曼滤波单元中， 基于波形 质量因子对血压序列进行卡尔曼滤波， 在一个工作过程中： 在生理信号波形质量因子高于预设的第一阈值时， 分为以下两种情况： 波形质量因子高于预设的第二阈值时， 增加。
5、当前血压值的权重， 对血压值进行估计， 得 到滤波后的血压值； 波形质量因子低于预设的第二阈值时， 增加前一个血压值的权重， 对血压值进行估计， 得到滤波后的血压值； 在生理信号波形质量因子低于所述第一阈值时， 不进行卡尔曼滤波过程的更新， 以前 一个血压值作为当前的血压值； 其中， 所述卡尔曼滤波单元连续工作， 从而得到连续的高精度血压序列。 4.根据权利要求1所述的测量系统， 其特征在于， 在所述卡尔曼滤波单元中， 基于波形 质量因子对脉搏波传输时间序列进行卡尔曼滤波， 在一个工作过程中， 在生理信号波形质量因子高于预设的第一阈值时， 分为以下两种情况： 波形质量因子高于预设的第二阈值时，。
6、 增加当前脉搏波传输时间的权重， 对脉搏波传 输时间进行估计， 得到滤波后的脉搏波传输时间； 波形质量因子低于预设的第二阈值时， 增加前一个脉搏波传输时间的权重， 对脉搏波 传输时间进行估计， 得到滤波后的脉搏波传输时间； 在生理信号波形质量因子低于所述第一阈值时， 不进行卡尔曼滤波过程的更新， 以前 一个的脉搏波传输时间作为当前的脉搏波传输时间； 卡尔曼滤波单元连续工作， 从而得到连续的高精度脉搏波传输时间序列。 5.根据权利要求1所述的测量系统， 其特征在于， 所述生理信号包括心电信号、 血氧信 号、 阻抗信号、 体表压力脉搏波信号中的一种或多种的组合。 6.根据权利要求5所述的测量系统，。
7、 其特征在于， 所述生理信号包括心电信号、 血氧信 号、 阻抗信号、 体表压力脉搏波信号中的一种， 所述波形质量因子为单个波形质量因子； 或 者 权 利 要 求 书 1/3 页 2 CN 106510669 A 2 所述生理信号包括心电信号、 血氧信号、 阻抗信号、 体表压力脉搏波信号中的多种的组 合， 所述波形质量因子为在单个波形质量因子计算的基础上， 融合两个或多个波形质量因 子得到综合波形质量因子。 7.根据权利要求1所述的测量系统， 其特征在于， 在所述生理信号获取质量在线计算单 元中， 在无噪声的情况下， 将生理信号波形质量因子设为1； 在没有生理信号纯噪声的场合， 将生理信号波形质。
8、量因子设为0； 在其它噪声环境下， 生理信号波形质量因子根据噪声的大小和波形质量的好坏取0到1 之间的值。 8.根据权利要求1所述的测量系统， 其特征在于， 在所述脉搏波传输时间在线计算单元 中， 由心电信号与血氧信号、 阻抗信号、 体表压力脉搏波信号中的一个或多个获取， 或者从 血氧信号、 阻抗信号和体表压力脉搏波信号中两个或多个中获取。 9.根据权利要求1所述的测量系统， 其特征在于， 无袖带血压测量得到的血压为收缩 压、 舒张压和平均压。 10.根据权利要求1所述的测量系统， 其特征在于， 所述参考血压值包括收缩压、 舒张压 和平均压， 脉搏波传输时间与所述参考血压值中的收缩压、 舒张压。
9、和平均压分别进行拟合， 得到三种拟合函数关系。 11.根据权利要求10所述的测量系统， 其特征在于， 所述参考血压值由有创血压监测方 法、 柯示音无创血压监测方法或示波法无创血压监测方法获得。 12.根据权利要求3所述的测量系统， 其特征在于， 在所述卡尔曼滤波单元中， 具体的卡 尔曼滤波器如下： 卡尔曼滤波器是一个最优化自回归数据处理算法， 对于一个离散控制过程的系统， 该 系统用一个线性随机差分方程来描述： X(n+1)F*X(n)+B*U(n)+W(n)， 再加上系统的测量值： Y(n)H*X(n)+V(n)， 上述两个式子中， X(n)是n时刻的系统状态， U(n)是n时刻对系统的控制。
10、量， F和B是系统 参数， Y(n)是n时刻的测量值， H是测量系统的参数， W(n)和V(n)分别表示过程和测量的噪 声， 他们被假设成高斯白噪声， 他们的协方差分别是Q， R； 采用带有噪声的测量值Y(n)来估计系统的当前状态X(n+1)， 首先， 用系统的上一个状 态来估计系统的当前状态： 式中是系统在时刻n， 协方差为Pn|n的最优估计，是协方差为Pn+1|n系统在n+1 时刻的先验估计， Pn+1|nFPn|nFT+Q 系统的更新过程如下： Gn+1Pn+1|nHT(HPn+1|nHT+R)-1 权 利 要 求 书 2/3 页 3 CN 106510669 A 3 Pn+1|n+1(。
11、I-Gn+1H)Pn+1|n 式中Gn+1代表卡尔曼增益， 结合测量值与状态的先验估计值， 得到系统当前状态的最优 估计值 在无袖带的血压测量与估计中， 血压值BP与脉搏波传输时间PTT近似负线性相关， PTT 是测量变量， BP是系统状态变量， 卡尔曼公式可以描述为： BPn+1BPn+Wn， PTTn BPn+ +Vn， 其中， BPn为第n次的血压值， Wn为噪声， BPn+1为第n+1次的血压值， 为系数， 为常数， Vn 为噪声， PTTn为脉搏波传输时间， 为了使无袖带血压的估计值更多地来源于信号质量好的波形数据和PTT数据， 采用波 形质量因子SQI对测量噪声的协方差R进行修正，。
12、 式中R0为1， 当波形质量因子SQIn高时趋于1， 使卡尔曼的滤波结果更 多地依赖于当前血压的测量值， 当波形质量因子SQIn低时， Rn趋于无穷大， 使得卡尔曼滤波 器降低卡尔曼增益， 卡尔曼滤波的结果更多地依赖于前一个血压的测量值。 权 利 要 求 书 3/3 页 4 CN 106510669 A 4 无袖带血压测量系统 技术领域 0001 本发明涉及血压监测传感器测量领域， 尤其涉及一种无袖带血压测量系统。 背景技术 0002 随着社会经济的快速发展， 人们对健康状况越来越重视； 尤其是随着老龄人口的 增长和慢性病人群的不断增多， 高血压患者日益增多， 现有的臂式或腕式动态血压监测设 。
13、备由于需要充放气， 存在对被监测者影响干扰大(尤其不适合睡眠过程中的动态连续血压 监测)、 不能实现对动脉血压逐拍、 连续监测， 并且存在功耗高等不足。 0003 基于脉搏波传输时间间接得到逐拍血压是常用的一种连续、 动态血压监测方法， 但由于脉搏波的传输时间是基于心电、 血氧、 阻抗和体表压力脉搏波等生理信号通过计算 得到， 由于白天工作、 生活中的运动、 晚上睡觉翻身等动作都会影响到心电、 血氧、 阻抗和压 力脉搏波等生理信号波形的获取质量， 进而影响到脉搏波传输时间的测量结果， 最终影响 无袖带、 连续、 动态血压的测量精度。 发明内容 0004 (一)要解决的技术问题 0005 本发明。
14、的目的是针对现有基于心电、 血氧、 阻抗和体表压力脉搏波等生理信号波 形得到脉搏波传输时间的无袖带连续血压测量精度差的问题， 提供一种无袖带、 连续、 动 态、 逐拍血压测量系统。 0006 (二)技术方案 0007 本发明提供了一种无袖带血压测量系统， 该系统包括： 拟合单元， 用于对参考血压 数据和脉搏波传输时间进行函数拟合； 生理信号获取质量在线计算单元， 用于在线评估生 理信号波形在日常工作与生活状态下获取的波形质量， 得到波形质量因子； 脉搏波传输时 间在线计算单元， 用于从生理信号波形中计算脉搏波传输时间， 所述脉搏波传输时间为一 序列； 卡尔 曼滤波单元， 用于对血压或脉搏波传输。
15、时间进行卡尔曼滤波； 以及血压计算单 元， 用于根据脉搏波传输时间和拟合参数计算血压， 所述血压为一序列。 0008 (三)有益效果 0009 从上述技术方案可以看出， 本发明的提高无袖带血压测量精度的方法及系统至少 具有以下有益效果其中之一： 0010 (1)在线评估由于身体运动等因素对生理信号波形获取质量的影响， 实时掌握测 量过程中噪声的强弱情况； 0011 (2)在生理信号波形质量较差的情况下， 采用卡尔曼滤波的方法用过去由脉搏波 计算得到的血压值对当前点的血压值进行估计， 从而降低噪声通过生理信号波形对血压监 测精度的影响， 提高无袖带、 动态、 连续血压的测量精度。 附图说明 说 。
16、明 书 1/6 页 5 CN 106510669 A 5 0012 图1是本发明的无袖带血压测量系统的组成单元； 0013 图2是本发明的无袖带血压测量系统的流程图； 0014 图3是本发明的无袖带血压测量系统的另一流程图； 0015 图4是本发明的脉搏波传输时间计算示意图； 0016 图5是采用新方法与传统方法进行无袖带连续收缩压与舒张压测量的误差分布比 较。 具体实施方式 0017 为使本发明的技术方案和优点更加清晰易懂， 下面结合具体实施示例， 并参阅附 图， 对本发明进一步详细说明。 0018 请参阅图1， 本发明实施例提供了一种无袖带、 连续、 动态血压测量系统， 包括拟合 单元1、。
17、 生理信号获取质量在线计算单元2、 脉搏波传输时间在线计算单元3、 卡尔曼滤波单 元4、 血压计算单元5。 拟合单元1用于对参考血压数据和脉搏波传输时间进行函数拟合； 生 理信号获取质量在线计算单元2用于在线评估心电、 血氧、 阻抗和体表压力脉搏波等生理信 号波形在日常工作与生活状态下获取的波形质量， 在线评估由于身体运动等因素对生理信 号波形获取质量的影响， 得到波形质量因子； 脉搏波传 输时间在线计算单元3用于从生理 信号波形中计算脉搏波传输时间， 所述脉搏波传输时间为一序列； 卡尔曼滤波单元4用于对 血压序列或脉搏波传输时间序列进行卡尔曼滤波； 血压计算单元5用于根据脉搏波传输时 间和拟。
18、合参数计算血压， 所述血压为一序列。 0019 具体的， 所述拟合单元包括： 0020 第一拟合子单元， 用于N次测量生理信号波和参考血压值， 并基于每一次测量得到 的生理信号波， 计算其对应的脉搏波传输时间； 0021 第二拟合子单元， 用于对脉搏波传输时间和对应的参考血压值进行拟合， 得到两 者的函数关系。 0022 在所述的卡尔曼滤波单元中， 基于波形质量因子对血压序列进行卡尔曼滤波， 在 一个工作过程中： 0023 在生理信号波形质量因子高于预设的第一阈值时， 分为以下两种情况： 0024 波形质量因子高于预设的第二阈值时， 增加当前血压值的权重， 对血压值进行估 计， 得到滤波后的血。
19、压值； 0025 波形质量因子低于预设的第二阈值时， 增加前一个血压值的权重， 对血压值进行 估计， 得到滤波后的血压值； 0026 在生理信号波形质量因子低于所述第一阈值时， 不进行卡尔曼滤波过程的更新， 以前一个血压值作为当前的血压值； 0027 卡尔曼滤波单元连续工作， 从而得到连续的高精度血压序列。 0028 或者， 在所述的卡尔曼滤波单元中， 基于波形质量因子对脉搏波传输时间序列进 行卡尔曼滤波， 在一个工作过程中， 0029 在生理信号波形质量因子高于预设的第一阈值时， 分为以下两种情况： 0030 波形质量因子高于预设的第二阈值时， 增加当前脉搏波传输时间的权重， 对脉搏 波传输。
20、时间进行估计， 得到滤波后的脉搏波传输时间； 说 明 书 2/6 页 6 CN 106510669 A 6 0031 波形质量因子低于预设的第二阈值时， 增加前一个脉搏波传输时间的权重， 对脉 搏波传输时间进行估计， 得到滤波后的脉搏波传输时间； 0032 在生理信号波形质量因子低于所述第一阈值时， 不进行卡尔曼滤波过程的更新， 以前一个的脉搏波传输时间作为当前的脉搏波传输时间； 0033 卡尔曼滤波单元连续工作， 从而得到连续的高精度脉搏波传输时间序列。 0034 请参阅图2， 在此实施例中， 无袖带血压测量系统的具体工作过程为： 0035 在校准过程中： 0036 首先， 由用户进行N次测。
21、量， 在每次测量中得到生理信号波和参考血压； 0037 其次， 对于每一次测量的生理信号波， 由脉搏波传输时间在线计算单元3计算其对 应的脉搏波传输时间； 0038 再次， 由拟合单元1对脉搏波传输时间和对应的参考血压进行拟合， 得到两者的函 数关系； 0039 在测量过程中： 0040 首先， 由生理信号获取质量在线计算单元2进行生理信号测量， 得到生理信号波， 计算该生理信号波的波形质量因子； 0041 其次， 对于所述生理信号波， 由脉搏波传输时间在线计算单元计算其对应的脉搏 波传输时间， 连续测量得到对应的脉搏波传输时间序列； 0042 再次， 由血压计算单元利用所述函数关系， 计算所。
22、述脉搏波传输时间序列对应的 实际血压序列； 0043 最后， 由卡尔曼滤波单元4基于波形质量因子对所述实际血压序列进行卡尔曼滤 波， 在生理信号波形质量因子高于预设的阈值时， 波形质量因子越高， 血压的估计值越依赖 于当前的血压值， 波形质量因子越低， 血压的估计值越依赖于前一个血压值， 在生理信号波 形质量因子低于所述阈值时， 认为血压值太不可靠， 此时不进行卡尔曼滤波过程的更新， 从 而得到连续的高精度血压序列。 0044 其中， 生理信号包括心电信号、 血氧信号、 阻抗信号、 体表压力脉搏波信号中的一 种或多种的组合。 0045 计算生理信号波的波形质量因子时， 可以分别计算心电、 血氧。
23、、 阻抗和体表压力脉 搏波等生理信号波形的单个波形质量因子， 也可以在单个波形质量因子计算的基础上， 融 合两个或多个波形质量因子得到综合波形质量因子。 在没有噪声或噪声小的时候生理信号 波形的获取质量高， 在有较强噪声的时候生理信号波形的获取质量低， 举例来说， 可以在生 理信号波形质量好的时候， 将生理信号波形质量因子设为1， 在没有生理信号纯噪声的场 合， 将生理信号波形质量因子设为0， 在其它噪声环境下， 生理信 号波形质量因子根据噪声 的大小和波形质量的好坏取0到1之间的值。 0046 请参阅图4， 从心电、 血氧、 阻抗和体表压力脉搏波等一种或多种生理信号中计算 脉搏波的传输时间，。
24、 可以由心电信号与血氧信号、 阻抗信号、 体表压力脉搏波信号中的一个 或多个获取， 也可以从血氧信号、 阻抗信号和体表压力脉搏波信号中两个或多个中获取。 这 里作为示意， 脉搏波传输时间基于心电信号和血氧信号获取， 在具体实施时， 也可以从其它 生理信号组成中进行获取(比如从心电信号与阻抗信号、 血氧信号与血氧信号、 阻抗信号与 阻抗信号、 体表压力脉搏波信号与体表压力脉搏波信号、 血氧信号与阻抗信号等组合中获 说 明 书 3/6 页 7 CN 106510669 A 7 取， 这里限于篇幅不一一进行列举)。 分析提取心电信号5的R波位置和血氧波形6的特征点 位置(可以是波峰、 波谷或上升斜率。
25、最大处等)， 然后计算脉搏波的传输时间7， 图3中给出了 由心电R点和血氧容积图波形峰值点得到的脉搏波传输时间PTT_peak和由心电R点和血氧 容积图波形谷值点得到的脉搏波传输时间PTT_foot的示意图， 在具体实施时， 脉搏波的传 输时间也可以从心电波形5与血氧波形6的其它特征点获取。 0047 在进行无袖带血压监测之前， 需要采用线性拟合单元结合从有创血压监测传感器 或基于柯示音法、 示波法等无创血压传感器中得到的收缩压、 舒张压和平均压等参考血压 数据与脉搏波传输时间进行线性拟合， 得到相应的拟合斜率与截距。 具体线性拟合方法既 可以采用最小二乘法， 也可以采用其它线性拟合方法， 将。
26、脉搏波传输时间与参考血压信号 中的收缩压、 舒张压和平均压分别进行线性拟合， 可以得到三对拟合参数， 分别由斜率和截 距组成。 根据最小二乘法进行线性拟合时， 比如ynx+b， 式中y代表参考血压值(收缩压、 舒 张压或平均压)， x代表脉搏波传输时间， 脉搏波传输时间与y收 缩 压拟合得到n收 缩 压与b收 缩 压， 脉搏 波传输时间与y舒 张 压拟合得到n舒 张 压与b舒 张 压， 脉搏波传输时间与y平 均 压拟合得到n平 均 压与b平 均 压。 0048 最后联合生理信号波形质量因子对基于脉搏波传输时间得到的无袖带连续监测 收缩压、 舒张压和平均压等进行卡尔曼滤波， 在生理信号波形获取质。
27、量高的时候， 波形质量 因子越高， 血压的估计值越依赖于当前的血压值， 波形质量因子越低， 血压的估计值越依赖 于前一个血压值， 在生理信号波形质量因子低于所述阈值时， 认为血压值太不可靠， 此时不 进行卡 尔曼滤波过程的更新， 从而得到连续的高精度血压序列。 从而降低偶发随机噪声对 无袖带收缩压、 舒张压和平均压测量精度的影响。 0049 由于本发明的血压监测手段是动态、 连续、 逐拍， 所以血压与脉搏波传输时间是与 心跳周期相关的时间序列数据， 即为波形数据。 具体的卡尔曼滤波过程如下： 0050 卡尔曼滤波器是一个最优化自回归数据处理算法， 对于一个离散控制过程的系 统， 该系统可用一个。
28、线性随机差分方程来描述： 0051 X(n+1)F*X(n)+B*U(n)+W(n) 0052 再加上系统的测量值： 0053 Y(n)H*X(n)+V(n) 0054 上述两个式子中， X(n)是n时刻的系统状态， U(n)是n时刻对系统的控制量。 F和B是 系统参数。 Y(n)是n时刻的测量值， H是测量系统的参数。 W(n)和V(n)分别表示过程和测量的 噪声。 他们被假设成高斯白噪声， 他们的协方差分别是Q， R。 0055 在实际应用中， 是采用带有噪声的测量值Y(n)来估计系统的当前状态X(n+1)。 首 先， 我们用系统的上一个状态来估计系统的当前状态： 0056 0057式中是。
29、系统在时刻n， 协方差为Pn|n的最优估计，是协方差为Pn+1|n系统 在n+1时刻的先验估计， 0058 Pn+1|nFPn|nFT+Q 0059 系统的更新过程如下： 0060 Gn+1Pn+1|nHT(HPn+1|nHT+R)-1 0061 说 明 书 4/6 页 8 CN 106510669 A 8 0062 Pn+1|n+1(I-Gn+1H)Pn+1|n 0063 式中Gn+1代表卡尔曼增益， 结合测量值与状态的先验估计值， 我们就能得到系统当 前状态的最优估计值 0064 在无袖带的血压测量与估计中， 血压值BP与脉搏波传输时间PTT近似负线性相关， 脉搏波传输时间PTT是测量变量。
30、， 血压值BP是系统状态 变量， 卡尔曼公式可以描述为： 0065 BPn+1BPn+Wn 0066 PTTn BPn+ +Vn 0067 其中， BPn为第n次的血压值， Wn为噪声， BPn+1为第n+1次的血压值， 为系数， 为常 数， Vn为噪声， PTTn为脉搏波传输时间。 0068 为了使无袖带血压的估计值更多地来源于信号质量好的波形数据和PTT数据， 我 们采用波形质量因子SQI对测量噪声的协方差R进行修正， 0069 0070式中R0为1， 当波形质量因子SQIn高(接近于1)时趋于1， 使卡尔 曼的滤波结果更多地依赖于当前测量值， 当波形质量因子SQIn低时， Rn趋于无穷大。
31、， 使得卡 尔曼滤波器降低卡尔曼增益， 卡尔曼滤波的结果更多地依赖于前一个血压的测量值， 此外， 当波形质量因子SQIn低于一定的阈值(比如0.5)时， 可以认为当前的PTT的计算值很不可 靠， 此时可以不对卡尔曼滤波器进行更新。 0071 采用新方法与传统方法得到的无袖带连续收缩压与舒张压和有创血压监测金标 准的误差分布分别如图5(a)和图5(b)所示， 从图中可以看出， 采用新方法， 显著降低了无袖 带连续收缩压与舒张压的误差， 提高了基于脉搏波传输时间的无袖带连续血压的测量精 度。 0072 请参阅图3， 在此实施例中， 无袖带血压测量系统还可以按照以下的工作过程进行 测量： 0073 。
32、在校准过程中： 0074 首先， 由用户进行N次测量， 在每次测量中得到生理信号波和参考血压； 0075 其次， 对于每一次测量的生理信号波， 由脉搏波传输时间在线计算单元3计算其对 应的脉搏波传输时间； 0076 再次， 由拟合单元1对脉搏波传输时间和对应的参考血压进行拟合， 得到两者的函 数关系； 0077 测量过程： 0078 首先， 由生理信号获取质量在线计算单元2进行生理信号测量， 得到生理信号波， 计算该生理信号波的波形质量因子； 0079 其次， 对于所述生理信号波， 由脉搏波传输时间在线计算单元3计算其对应的脉搏 波传输时间， 连续测量得到对应的脉搏波传输时间序列； 0080 。
33、最后， 由卡尔曼滤波单元4基于波形质量因子对所述脉搏波传输时间序列进行卡 尔曼滤波， 在生理信号波形质量因子高于预设的阈值时， 波形质量因子越高， 脉搏波传输时 间的估计值越依赖于当前的脉搏波传输时间， 波形质量因子越低， 脉搏波传输时间的估计 值越依赖于前一个脉搏波传输时间， 在生理信号波形质量因子低于所述阈值时， 认为脉搏 说 明 书 5/6 页 9 CN 106510669 A 9 波的传输时间太不可靠， 此时不进行卡尔曼滤波过程的更新， 从而得到连续的高精度脉搏 波传输时间序列； 0081 由血压计算单元5利用所述函数关系， 计算所述脉搏波传输时间序列对应的实际 血压序列。 0082 。
34、本发明针对现有基于心电、 血氧、 阻抗和体表压力脉搏波等生理信号波形得到脉 搏波传输时间的无袖带连续血压测量精度差的问题， 提出了基于在线生理波形获取质量， 对由脉搏波传输时间得到的无袖带连续血压信号进行卡尔曼滤波， 在生理信号波形获取质 量高于预设的阈值时， 波形质量因子越高， 血压的估计值越依赖于当前的血压值， 波形质量 因子越低， 血压的估计值越依赖于前一个血压值， 在生理信号波形质量因子低于所述阈值 时， 认为血压值太不可靠， 此时不进行卡尔曼滤波过程的更新， 从而得到连续的高精度血压 序列， 进而降低噪声通过生理信号波形对血压监测精度的影响， 提高无袖带、 动态、 连续血 压的测量精。
35、度。 0083 需要说明的是， 在附图或说明书正文中， 未绘示或描述的实现方式， 均为所属技术 领域中普通技术人员所知的形式， 并未进行详细说明。 此外， 上述对各元件和方法的定义并 不仅限于实施例中提到的各种具体结构、 形状或方式， 本领域普通技术人员可对其进行简 单地更改或替换， 例如： 0084 (1)脉搏波传输时间还可以从心电信号与阻抗信号、 血氧信号与血氧信号、 阻抗信 号与阻抗信号、 体表压力脉搏波信号与体表压力脉搏波信号、 血氧信号与阻抗信号等(限于 篇幅， 不一一列举)组合形式中获取； 0085 (2)脉搏波传输时间与有创血压、 基于柯示音的无创血压或基于示波法的无创血 压之间。
36、的拟合既可以采用线性拟合， 也可以用高阶多项式拟合、 对数拟合或三次样条拟合 等非线性拟合来代替； 0086 应该注意的是上述实施例对本发明进行说明而不是对本发明进行限制， 并且本领 域技术人员在不脱离所附权利要求的范围的情况下可设计出替换实施例。 单词 “包含” 不排 除存在未列在权利要求中的元件或步骤。 0087 以上所述的具体实施例， 对本发明的目的、 技术方案和有益效果进行了进一步详 细说明， 所应理解的是， 以上所述仅为本发明的具体实施例而已， 并不用于限制本发明， 凡 在本发明的精神和原则之内， 所做的任何修改、 等同替换、 改进等， 均应包含在本发明的保 护范围之内。 说 明 书 6/6 页 10 CN 106510669 A 10 图1 图2 说 明 书 附 图 1/3 页 11 CN 106510669 A 11 图3 说 明 书 附 图 2/3 页 12 CN 106510669 A 12 图4 图5 说 明 书 附 图 3/3 页 13 CN 106510669 A 13 。