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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 201710546746.6 (22)申请日 2017.07.06 (71)申请人 中国科学院合肥物质科学研究院 地址 230001 安徽省合肥市蜀山湖路350号 科学岛 (72)发明人 李晓风 李皙茹 谭海波 许金林 吕波 元沐南 程龙乐 潘婉苏 (74)专利代理机构 北京科亿知识产权代理事务 所(普通合伙) 11350 代理人 汤东凤 (51)Int.Cl. A61B 5/021(2006.01) (54)发明名称 基于光电容积脉搏波的无创连续血压测量 方法 (57)摘要 本。
2、发明涉及血压测量技术领域， 具体地说， 涉及一种基于光电容积脉搏波的无创连续血压 测量方法。 其包括以下步骤： 步骤一、 采集测量对 象的容积脉搏波， 获取数字容积脉搏波； 步骤二、 提取数字容积脉搏波的最大幅值Hp、 最小幅值Ht 和心脏搏动周期T， 进而获取数字容积脉搏波在 一个心脏搏动周期T中的脉搏波波形面积Aarea 和脉搏波平均幅值Have； 步骤三、 获取二阶微分 容积脉搏波， 提取二阶微分容积脉搏波在一个心 脏搏动周期T中的第一上升支点P1和第二上升支 点P2， 进而获取脉搏波传导时间PWTT， 脉搏波传 导时间PWTT为第一上升支点P1和第二上升支点 P2间的时间差； 步骤四、。
3、 获取脉压差DP； 步骤五、 获取收缩压SBP； 步骤六、 获取舒张压。 本发明测 量精度高且测量简便。 权利要求书1页 说明书4页 附图1页 CN 107157461 A 2017.09.15 CN 107157461 A 1.基于光电容积脉搏波的无创连续血压测量方法， 其包括以下步骤： 步骤一、 采集测量对象的容积脉搏波， 经处理后， 获取数字信号形式的数字容积脉搏 波， 数字容积脉搏波时间c到幅值的映射关系以f(c)表示； 步骤二、 提取数字容积脉搏波的最大幅值Hp、 最小幅值Ht和心脏搏动周期T， 根据公式 “Aarea f(c)dc-Ht*C” 获取数字容积脉搏波在一个心脏搏动周期T。
4、中的脉搏波波形面积 Aarea， 根据公式 “Ha eHt+(Aarea/C)” 获取脉搏波平均幅值Have； 步骤三、 通过对数字容积脉搏波进行二阶微分运算获取二阶微分容积脉搏波， 提取二 阶微分容积脉搏波在一个心脏搏动周期T中的第一上升支点P1和第二上升支点P2， 进而获 取脉搏波传导时间PWTT， 脉搏波传导时间PWTT为第一上升支点P1和第二上升支点P2间的时 间差； 步骤四、 根据公式获取脉压差 DP， 其中， 是与血管特征相关的系数； 步骤五、 根据公式 “SBPaPWTT+b” 获取收缩压SBP， 其中， a和b为拟合系数； 步骤六、 获取舒张压， 舒张压为收缩压SBP与脉压差D。
5、P的差值。 2.根据权利要求1所述的基于光电容积脉搏波的无创连续血压测量方法， 其特征在于： 步骤一中， 采用光电传感器采集测量对象的容积脉搏波从而获取模拟信号形式的模拟容积 脉搏波， 之后对模拟容积脉搏波依次进行降噪、 放大和AD转换进而获取初级数字容积脉搏 波， 之后对初级数字容积脉搏波依次进行滤波和矫正进而获取数字容积脉搏波。 3.根据权利要求1所述的基于光电容积脉搏波的无创连续血压测量方法， 其特征在于： 步骤二中， 采用自适应局部极值寻找法提取数字容积脉搏波的最大幅值Hp、 最小幅值Ht和 心脏搏动周期T。 4.根据权利要求1所述的基于光电容积脉搏波的无创连续血压测量方法， 其特征在。
6、于： 步骤三中， 采用自适应局部极值寻找法提取第一上升支点P1和第二上升支点P2。 5.根据权利要求2所述的基于光电容积脉搏波的无创连续血压测量方法， 其特征在于： 采用AFE4400对模拟容积脉搏波依次进行降噪、 放大和AD转换。 权 利 要 求 书 1/1 页 2 CN 107157461 A 2 基于光电容积脉搏波的无创连续血压测量方法 技术领域 0001 本发明涉及血压测量技术领域， 具体地说， 涉及一种基于光电容积脉搏波的无创 连续血压测量方法。 背景技术 0002 血压(Blood Pressure， BP)作为人体的重要生理健康指标， 其能够为如心血管疾 病等的诊断与治疗提供重要。
7、的参数依据。 0003 现有的血压测量可以分为有创血压测量和无创血压测量两大类， 其中： 有创血压 测量需要将压力传感器的导管插入测量对象的大动脉或者心脏以检测血压信号， 测量结果 精准， 但准备时间长、 对受测者要求高且易引起并发症； 无创血压测量一般通过接触人体表 层获取特征信号进行分析处理得到血压， 不会对受测者带来创伤， 因此无创测量法更适合 常规血压测量的需求。 0004 血压的自动连续测量在医学上有重大的实际意义， 如在临床医学上对危重病人和 手术中的重症患者都需要进行血压的连续监控， 从而使得一旦病人出现意外医护人员能够 及时采取有效的救护措施。 现有的如柯氏听音法、 示波法、 。
8、动脉张力法、 容积补偿法等无创 血压测量方法由于受到血管弹性恢复等因素的限制， 均都不能进行血压连续监控。 0005 目前普遍是基于容积脉搏波对测量对象的血压进行无创连续监测， 该种方法主要 是通过建立容积脉搏波传导时间与血压相关性的模型而实现。 0006 通过容积脉搏波传导时间进行血压测量的方法主要有两种： 1、 同时测量一路心电 信号和脉搏波信号， 根据两个信号的时间差获得脉搏波从心脏到测量位置的传导时间； 2、 同时测量两路距离心脏不同的光电容积脉搏波， 根据两路脉搏波特征点的时间差计算得到 脉搏波传导时间。 这两种方法可以统归为两点式测量方法， 测量过程涉及人体多个部位， 测 量操作复。
9、杂， 容易受测量位置的影响而带来误差。 此外， 脉搏波传导时间与人体收缩压呈线 性关系， 与人体舒张压线性相关性不佳， 因此人体舒张压不能很好的通过脉搏波传导时间 进行测量。 发明内容 0007 本发明的内容是提供一种基于光电容积脉搏波的无创连续血压测量方法， 其能够 克服现有技术的某种或某些缺陷。 0008 根据本发明的基于光电容积脉搏波的无创连续血压测量方法， 其包括以下步骤： 0009 步骤一、 采集测量对象的容积脉搏波， 经处理后， 获取数字信号形式的数字容积脉 搏波， 数字容积脉搏波时间c到幅值的映射关系以f(c)表示； 0010 步骤二、 提取数字容积脉搏波的最大幅值Hp、 最小幅。
10、值Ht和心脏搏动周期T， 根据 公式 “Aarea f(c)dc-Ht*C” 获取数字容积脉搏波在一个心脏搏动周期T中的脉搏波波形面 积Aarea， 根据公式 “Ha eHt+(Aarea/C)” 获取脉搏波平均幅值Have； 0011 步骤三、 通过对数字容积脉搏波进行二阶微分运算获取二阶微分容积脉搏波， 提 说 明 书 1/4 页 3 CN 107157461 A 3 取二阶微分容积脉搏波在一个心脏搏动周期T中的第一上升支点P1和第二上升支点P2， 进 而获取脉搏波传导时间PWTT， 脉搏波传导时间PWTT为第一上升支点P1和第二上升支点P2间 的时间差； 0012步骤四、 根据公式获取脉。
11、 压差DP， 其中， 是与血管特征相关的系数； 0013 步骤五、 根据公式 “SBPaPWTT+b” 获取收缩压SBP， 其中， a和b为拟合系数； 0014 步骤六、 获取舒张压， 舒张压为收缩压SBP与脉压差DP的差值。 0015 本发明中， 仅需要采集单点光电容积脉搏波信号， 即可较佳地获取收缩压SBP和舒 张压， 从而大大降低了信号获取难度、 较佳地提升了测量舒适度， 而且预测模型结果精度较 高， 从而很好地实现了连续血压监测。 0016 作为优选， 步骤一中， 采用光电传感器采集测量对象的容积脉搏波从而获取模拟 信号形式的模拟容积脉搏波， 之后对模拟容积脉搏波依次进行降噪、 放大和。
12、AD转换进而获 取初级数字容积脉搏波， 之后对初级数字容积脉搏波依次进行滤波和矫正进而获取数字容 积脉搏波。 从而能够较佳地提升最终所处理信号的精度， 进而大大提升了测量精度。 0017 作为优选， 步骤二中， 采用自适应局部极值寻找法提取数字容积脉搏波的最大幅 值Hp、 最小幅值Ht和心脏搏动周期T。 从而能够较佳地获取数字容积脉搏波的最大幅值Hp、 最小幅值Ht和心脏搏动周期T 0018 作为优选， 步骤三中， 采用自适应局部极值寻找法提取第一上升支点P1和第二上 升支点P2。 从而能够较佳地获取第一上升支点P1和第二上升支点P2。 0019 作为优选， 采用AFE4400对模拟容积脉搏波。
13、依次进行降噪、 放大和AD转换。 从而能 够较佳地对模拟容积脉搏波信号进行调理。 附图说明 0020 图1为实施例1中的光电传感器的工作过程示意图； 0021 图2为数字容积脉搏波在一个心脏搏动周期中的波形图； 0022 图3为二阶微分容积脉搏波在一个心脏搏动周期中的波形图。 具体实施方式 0023 为进一步了解本发明的内容， 结合附图和实施例对本发明作详细描述。 应当理解 的是， 实施例仅仅是对本发明进行解释而并非限定。 0024 实施例1 0025 本实施例提供了一种基于光电容积脉搏波的无创连续血压测量方法， 其能够通过 光电容积脉搏波获取人体收缩压和人体舒张压， 从而以无创、 便捷、 精。
14、确、 连续的方式得到 血压测量结果。 0026 本实施例中的无创连续血压测量方法包括以下步骤： 0027 步骤一、 采集测量对象的容积脉搏波， 经处理后， 获取数字信号形式的数字容积脉 搏波， 数字容积脉搏波时间c到幅值的映射关系以f(c)表示； 说 明 书 2/4 页 4 CN 107157461 A 4 0028 结合图1所示， 本实施例中采用一光电传感器100自测量对象的手指末端200处采 集测量对象的容积脉搏波， 光电传感器100包括红外发射源110、 红光发射源120和光电接收 管130； 其中， 红外发射源110向手指末端200发射波长为810nm的测量光束， 红光发射源120 向。
15、手指末端200发射波长为600nm的测量光束， 光电接收管130接收两个测量光束经手指末 端200吸收后的光信号从而获取模拟信号形式的模拟容积脉搏波； 之后采用AFE4400对模拟 容积脉搏波依次进行降噪、 跨阻放大和AD转换， 从而获取初级数字容积脉搏波； 之后， 将初 级数字容积脉搏波送入一MCU中， 在该MCU中对初级数字容积脉搏波进行0.1Hz30Hz的带 通滤波， 并利用现有的数学形态学算法进行信号矫正， 进而去除漂移基线， 从而得到信噪比 高、 特征清晰的数字容积脉搏波； 0029 步骤二、 采用现有的自适应局部极值寻找法提取数字容积脉搏波的最大幅值Hp、 最小幅值Ht和心脏搏动周。
16、期T， 根据公式 “Aarea f(c)dc-Ht*C” 获取数字容积脉搏波在一个 心脏搏动周期T中的脉搏波波形面积Aarea， 根据公式 “Ha eHt+(Aarea/C)” 获取脉搏波平均 幅值Have； 0030 如图2所示， 为数字容积脉搏波f(c)在一个心脏搏动周期T中的波形图； 本实施例 中， 提取相邻两个脉搏波(数字容积脉搏波中包含多个连续的脉搏波)主波波峰的时间间隔 作为心脏搏动周期T， 将一个心脏搏动周期T内脉搏波的最大值作为最大幅值Hp、 最小值作 为最小幅值Ht； 之后通过积分运算获得脉搏波波形面积Aarea， 进而获得脉搏波平均幅值 Have； 0031 步骤三、 通过。
17、对数字容积脉搏波进行二阶微分运算获取二阶微分容积脉搏波， 采 用现有的自适应局部极值寻找法提取二阶微分容积脉搏波在一个心脏搏动周期T中的第一 上升支点P1和第二上升支点P2， 进而获取脉搏波传导时间PWTT， 脉搏波传导时间PWTT为第 一上升支点P1和第二上升支点P2间的时间差； 0032 如图3所示， 为二阶微分容积脉搏波在一个心脏搏动周期T中的波形图； 本实施例 中， 将第一上升支点P1和第二上升支点P2与因心脏搏动而引起的血液迸出和回流建立联 系， 从而将第一上升支点P1与第二上升支点P2间的时间间隔作为血液从心脏搏出到传递至 末端手指毛细血管的脉搏波传导时间PWTT； 0033步骤四。
18、、 根据公式获取脉压 差DP， 其中， 是与血管特征相关的系数； 0034 本实施例中， 根据朗伯-比尔定律关联探测光强与输出电压的关系和人体指脉血 压容积变化与血压的关系， 得到脉压差DP与最大幅值Hp、 最小幅值Ht、 脉搏波平均幅值Have 和脉搏波波形面积Aarea的关系为其中 是与血管特征参数有关的拟合系数； 以脉压差DP为因变量， 以最大幅值Hp、 最小幅值Ht、 脉 搏波平均幅值Have和脉搏波波形面积Aarea和血管特征参数 为自变量， 即可得到公式 说 明 书 3/4 页 5 CN 107157461 A 5 进而能够较佳地获取脉压差DP的 预测模型； 值得注意的是， 血管特。
19、征参数 是经多次拟合逐步获取， 即脉压差DP也是经多次 拟合而逐步获取的； 0035 步骤五、 根据公式 “SBPaPWTT+b” 获取收缩压SBP， 其中， a和b为拟合系数； 0036 本实施例中， 由于收缩压SBP与脉搏波传导时间PWTT成线性关系， 因此以收缩压 SBP为因变量、 以脉搏波传导时间PWTT为自变量， 并进行回归分析即可建立收缩压SBP的预 测模型， 即 “SBPaPWTT+b” ； 其中， 拟合系数a和b通过逐步拟合即可获取； 0037 步骤六、 获取舒张压， 舒张压为收缩压SBP与脉压差DP的差值。 0038 本实施例中， 利用差和计算(收缩压SBP-脉压差DP)即可。
20、较准确地获取舒张压。 0039 通过本实施例中所提供的方法， 能够较为精确的连续获取测量对象的收缩压SBP 和舒张压， 并且能够通过相关性分析和Bland-Altman分析， 验证该方法在测量血压方面的 精度， 进而对相应的测量模型进行改进。 0040 本实施例中的方法， 只需要采集单点光电容积脉搏波信号， 即可较佳地获取收缩 压SBP和舒张压， 从而大大降低了信号获取难度、 较佳地提升了测量舒适度， 而且预测模型 结果精度较高， 从而很好地实现了连续血压监测。 0041 以上示意性的对本发明及其实施方式进行了描述， 该描述没有限制性， 附图中所 示的也只是本发明的实施方式之一， 实际的结构并不局限于此。 所以， 如果本领域的普通技 术人员受其启示， 在不脱离本发明创造宗旨的情况下， 不经创造性的设计出与该技术方案 相似的结构方式及实施例， 均应属于本发明的保护范围。 说 明 书 4/4 页 6 CN 107157461 A 6 图1 图2 图3 说 明 书 附 图 1/1 页 7 CN 107157461 A 7 。