專利名稱：采用溫度補償的基于光電容積描記信號的血壓測量方法
技術領域：
本發明一般涉及血壓測量方法，特別涉及一種采用溫度補償的基于光電容積描記信號的血壓測量方法。
背景技術：
測量血壓是了解健康情況和觀察病情的基本方法，尤其對患有心血管疾病的中老年人更有必要。
測量血壓有侵入式測量和非侵入式測量兩大類。侵入式測量是一種直接測量方法，測量時要把一根導管插入到動脈中，通過與流體柱相連接的轉換器來測量動脈壓力。該方法需要由專業醫護人員操作、費用高并且容易造成細菌感染和失血等醫療風險。
非侵入式測量是一種間接測量方法。該方法使用安全、方便、舒適，是目前醫院中常用的測量血壓的方法。該方法也被越來越多需要長期監測血壓的患者在家中所使用。由于公眾日益認識到高血壓是危害健康的嚴重殺手以及盡早診斷和治療的重要性，使用非侵入式血壓計的消費者在不斷地增加。非侵入式測量主要有三種方法脈搏血壓計、音調測定血壓計和基于脈搏波傳輸時間的血壓計。
脈搏血壓計的測量方法有兩種，一種是聽診法，一種是振蕩法。聽診法的原理在于收集柯氏音，整個裝置包括可充放氣的袖帶、水銀壓力計(近年來也有采用電子壓力傳感器)和聽診器。測量上肢血壓時，將袖帶內的氣體先行驅盡，然后將袖帶平整無褶地纏于上臂，摸清肱動脈的搏動，置聽診器的胸件于該處，打開水銀柱開關，當通過握有活閥的氣球向袖帶充氣時，水銀柱或表針隨即移動，當水銀柱上升至默認值時，即停止充氣，然后，微微開啟氣球活閥慢慢放氣，水銀柱則慢慢下降(表針回轉)，此時應觀察水銀柱或表針移動的刻度，如果聽到肱動脈的第一音響，所示刻度即為收縮期血壓，簡稱收縮壓；當水銀柱下降到音響突然變弱或聽不到時，刻度指示為舒張期血壓，簡稱舒張壓。但是，該方法只能確定收縮壓和舒張壓，并且不適用于某些第5柯氏音較弱甚至聽不到的患者。
振蕩法可以彌補聽診法的上述不足，對于柯氏音較弱的病人也可測量到血壓。使用時將袖帶平整無褶地纏于上臂，對袖帶進行充放氣。通過測量在膨脹的袖帶中壓力的振蕩幅度來確定血壓值，壓力的振蕩是由動脈血管的收縮和擴張所引起的。收縮壓、平均壓和舒張壓的數值可以從該袖帶緩慢放氣時監測該袖帶中的壓力而獲得。平均壓對應于該包絡峰值時刻在該袖帶的衰減裝置中的壓力。收縮壓通常被估計為在該包絡峰值之前對應于該包絡的幅度等于該峰值幅度的一個比例的時刻處該袖帶的衰減裝置中的壓力。舒張壓通常被估計為在該包絡的峰值之后對應于該包絡的幅度等于該峰值幅度的一個比例的時刻處該袖帶的衰減裝置中的壓力。使用不同的比例值會影響到血壓測量的準確性。
目前市場上的大部分產品都是采用聽診法或振蕩法。但由于這兩種方法都需要對袖帶進行充放氣，因此難以進行頻繁測量及連續測量。而且，其測量的頻率也受到舒適地對該袖帶進行充氣所需要的時間和進行測量時對該袖帶放氣所需要的時間的限制。通常，一次完整的血壓測量需要1分鐘左右。此外，袖帶尺寸的大小對血壓的測量結果也會造成影響。
音調測定血壓計的基本原理是當血管受外界物體壓迫時，血管壁的周向應力消除了，這時血管壁的內壓和外壓相等。通過對動脈加壓，將動脈壓平，記錄使動脈保持扁平的壓力。利用一組置于表面動脈上的壓力傳感器陣列來測量此壓力，并從中計算患者的血壓。但是，該方法的缺點在于，其使用的傳感器的造價較高，并且其測量精度容易受到測量位置的影響，所以在市場上并不流行。
基于光電容積描記信號的血壓計是根據動脈血壓和脈搏波傳輸速度之間的關系來確定血壓的。其原理是，當血壓上升時，血管擴張，脈搏波傳輸速度加快，反之，脈搏波傳輸速度減慢，具體內容可參看Messers.J.C.Bramwell and A.V.Hill，“The Velocity of the Pulse Wave in Man”，Proceedings of the Royal Society，London，pp.298-306，1922(Messers.J.C.Bramwell和A.V.Hill的“人體中的脈搏波速度”，皇家協會學報，倫敦，頁298-306，1992年)以及B.Gribbin，A.Steptoe，and P.Sleight，“PulseWave Velocity as a Measure of Blood Pressure Change”，Psychophysiology，vol.13，no.1，pp.86-90，1976(B.Gribbin、A.Steptoe以及P.Sleight的“作為血壓變化測量尺度的脈搏波速度”，心理生理學，卷13，第一部，頁86-90，1976年)，本文中不再詳細描述。在使用時，這種血壓計通過置于指尖的光電傳感器采集光電容積描記信號，并利用該光電容積描記信號中的參考點與心電信號中的參考點之間的關系計算出脈搏波傳輸速度(由脈搏波傳輸時間代表)，進而計算出動脈血壓值。這種方法可以提供簡單易用的血壓測量裝置，其開發成本較低，體積小，耗電量少，可實現對動脈血壓的長時間連續測量。
但是，在使用基于光電容積描記信號的血壓計測量血壓之前，先要用標準血壓計進行校準，即，需要找到血壓與脈搏波傳輸時間之間的關系，然后再利用實際測量得到的脈搏波傳輸時間并根據上述關系，從而測量出血壓值。因此，有可能會出現這樣的問題，即，由于光電容積描記信號是從被測者肢體末端部位(如指尖)采集的，而該信號較易受到末端溫度的影響。如果在校準之后的測量時出現溫度的變化，則校準過程中所確定的血壓與脈搏波傳輸時間之間的關系將會發生變化，從而影響到血壓值的測量結果。因此，為了提高血壓測量的準確度，就需要有一種方法能夠消除溫度對光電容積描記信號的影響。
發明內容
因此，本發明就是針對現有技術中存在的上述問題而做出的。其目的是提供一種低成本，小型化，簡單易用的溫度補償方法，用以提高基于光電容積描記法的血壓測量的準確度。
為了實現上述目的，本發明提供了一種采用溫度補償的基于光電容積描記信號的血壓測量方法，包括以下步驟1)在進行血壓測量校準時，測量并記錄血壓測量所需的光電容積描記信號并根據所述信號確定出血壓測量公式的具體表達式，同時還記錄所述光電容積描記信號本身的特征參量；以及2)在進行實際血壓測量時，將實際測得的血壓測量所需的光電容積描記信號代入通過步驟1)確定出的所述血壓測量公式以計算出血壓值，同時利用所述光電容積描記信號本身的特征參量對血壓測量結果進行溫度補償修正，從而獲得精確的血壓測量結果。
在所述步驟1)中，所述光電容積描記信號本身的特征參量包括以下特征參量a)時域特征包括信號幅值、上升沿時間以及下降沿時間；b)導數信號特征包括一階導數幅值、二階導數幅值；以及c)頻域特征包括頻域幅值和頻域相位。
所述光電容積描記信號本身的特征參量優選地采用信號的上升沿時間。所述光電容積描記信號的上升沿時間是通過計算同一心跳周期內的所述光電容積描記信號的底端點與頂端點之間的時間間隔而獲得的。
在本發明的實施例中，所述步驟1)進一步包括以下步驟測量并記錄血壓測量所需的心電信號，并且根據所述心電信號和所述光電容積描記信號確定出血壓測量公式的具體表達式；所述步驟2)進一步包括以下步驟在進行實際血壓測量時測量血壓測量所需的心電信號，并將實際測得的所述光電容積描記信號和心電信號代入通過步驟1)確定出的所述血壓測量公式以計算出血壓值，同時利用所述光電容積描記信號本身的特征參量對血壓測量結果進行溫度補償修正，從而獲得精確的血壓測量結果。
所述步驟1)還包括利用所述心電信號和光電容積描記信號確定出脈搏波傳輸時間的步驟。
所述脈搏波傳輸時間通過計算所述心電信號中的參考點與所述光電容積描記信號中的參考點之間的時間間隔而被確定。
所述心電信號中的參考點可以為心電信號中的R型波信號上的參考點，優選地為其R型波的峰值點。
所述光電容積描記信號中的參考點為信號中的頂端點或底端點。
所述步驟1)中的血壓測量公式為Bpsm＝Mscal×PT+Ksconst (1)Bpdm＝Mdcal×PT+Kdconst (2)其中，Bpsm為待測的收縮壓，Bpdm為待測的舒張壓，PT為所述脈搏波傳輸時間的倒數，Mscal為收縮壓參數，Mdcal為舒張壓參數，Ksconst為收縮壓常數，Kdconst為舒張壓常數。
所述步驟1)進一步包括以下步驟利用由標準血壓計測得的收縮壓和舒張壓以及所述脈搏波傳輸時間，并根據所述公式(1)和(2)計算出所述收縮壓參數和所述舒張壓參數，從而確定所述血壓測量公式(1)和(2)的具體表達式。
所述步驟2)還包括利用所述心電信號和光電容積描記信號確定出脈搏波傳輸時間的步驟。
所述脈搏波傳輸時間通過計算所述心電信號中的參考點與所述光電容積描記信號中的參考點之間的時間間隔而被確定。
所述心電信號中的參考點為心電信號中的R型波信號上的參考點，優選地為其R型波的峰值點。
所述光電容積描記信號中的參考點為信號中的頂端點或底端點。
在所述步驟2)中，通過利用在實際血壓測量時記錄的所述光電容積描記信號的上升沿時間以及在血壓測量校準時記錄的所述光電容積描記信號的上升沿時間，可以對血壓測量結果進行溫度補償修正，從而獲得精確的血壓測量結果。
所述步驟2)采用的含有溫度補償項的血壓計算公式為Bpsm＝Mscal×PT+Rt×Rsconst+Ksconst(3)Bpdm＝Mdcal×PT+Rt×Rdconst+Kdconst(4)其中，Bpsm為待測的收縮壓，Bpdm為待測的舒張壓，PT為所述脈搏波傳輸時間的倒數，Mscal為收縮壓參數，Mdcal為舒張壓參數，Ksconst為收縮壓常數，Kdconst為舒張壓常數，Rsconst為收縮壓的溫度補償常數，Rdconst為舒張壓的溫度補償常數，Rt則為實際血壓測量時記錄的所述光電容積描記信號的上升沿時間與在血壓測量校準時記錄的所述光電容積描記信號的上升沿時間之差。
本發明提供的方法通過利用光電容積描記信號本身特征隨溫度變化的規律來表征溫度變化情況，并利用該規律對溫度變化對血壓測量造成的誤差進行補償，從而實現溫度補償的自動校正。該方法可以補償溫度對由光電容積描記法測量的血壓結果的影響，并且無需增加其它的溫度傳感器。
下面將結合附圖對本發明的具體實施方式
進行詳細說明。通過這些說明，本發明的上述目的、優點及特征將變得更加清楚。在以下的附圖中圖1示出了同一被測者在不同手指溫度情況下的光電容積描記信號；圖2示出了光電容積描記信號的特征；圖3是用心電信號和光電容積描記信號定義脈搏波傳輸時間的示例；圖4是根據本發明實施例所述的帶有溫度補償的血壓測量方法的整體流程圖；圖5是具體實現圖4所示校準過程的流程圖；圖6是具體實現圖4所示測量過程的流程圖。
具體實施例以下將參考圖1至圖6對本發明所述的方法進行具體說明。
光電容積描記信號表征了生物體中血流量的變化，該信號波形會受到溫度的影響。圖1示出了同一被測者在不同手指溫度情況下的光電容積描記信號，如圖1所示，(a)、(b)、(c)三組信號分別是在手指溫度在33℃、23℃、29℃時由同一被測者記錄下來的光電容積描記信號。從圖1中可以看出，隨著溫度的變化，光電容積描記信號的波形特征也會相應地發生變化。圖2給出了光電容積描記信號的一些波形特征，包括波形的幅值、上升沿時間和下降沿時間。上述波形特征在溫度變化時，會隨溫度同步發生變化。因此，這些波形特征可被用來作為衡量溫度變化的指針。
由于基于光電容積描記信號測量血壓的原理是基于脈搏波傳輸時間(PTT)與血壓之間的關系[可參看L.A.Geddes，M.H.Voelz，C.F.Babbs，J.D.Bourland，and W.A.Tacker，“Pulse Transit Time as an Indicator ofArterial Blood Pressure”，Psychophysiology，vol.18，no.1，pp.71-4，1981(L.A.Geddes、M.H.Voelz、C.F.Babbs、J.D.Bourland以及W.A.Tacker的“作為動脈血壓指標的脈搏傳輸時間”，心理生理學，卷18，第一部，頁71-4，1981年)]，而脈搏波傳輸時間通常定義為心電圖信號上的參考點與光電容積描記信號上的特征點，如頂端點或底端點。因此，當光電容積描記信號的波形隨溫度發生變化時，脈搏波傳輸時間的長度也會受到溫度的影響，進而影響到據此估計出的血壓值。
為了消除因溫度變化而對血壓測量造成的誤差，經過多次實驗，本發明的發明人發現，當溫度降低時，上升沿時間會顯著增長。因此每次測量時上升沿時間與校準時上升沿時間之間的變化比率可作為溫度補償因子而被引入到血壓計算公式中。而且溫度補償因子的系數可通過大量試驗結果得到，它并不是對象依賴的。
下面將以光電容積描記信號的上升沿時間為例對本發明具體實現方法進行說明。
圖3用于說明如何利用心電信號及光電容積描記信號檢測脈搏波傳輸時間。如圖3所示，時間301、時間302和時間303分別代表心電信號和光電容積描記信號在時間軸上的位置。時間301是心電信號的頂端點，時間302是光電容積描記信號的底端點，時間303是光電容積描記信號的頂端點。這些時間值代表了決定脈搏波傳輸時間及上升沿時間的參考值。脈搏波傳輸時間PTT 304為時間301與時間302的時間差。上升沿時間Dc(于校準模式)或Dm(于測量模式)305為時間302與時間303的時間差。脈搏波傳輸時間304及上升沿時間305是用于測量收縮壓和舒張壓的指標。
圖4為本發明所述方法的整體操作流程圖。本發明所述的血壓測量方法主要包括兩大步驟，即，校準步驟和測量步驟。也就是說，利用脈搏波傳輸時間304及上升沿時間305作血壓測量是需要先進行校準，然后再進行實際血壓測量。具體來說，如圖4所示，在步驟401中，使用者決定要進行新的校準或是利用舊有已校準的參數作血壓的測量。若使用者需要進行新的校準，則會進入校準模式402。該模式中需要確定血壓測量過程中所需的一些個人化校準參數，其具體過程將在后面詳細說明。若使用者需要利用舊有已校準的個人化參數作血壓的測量，則需要決定是否利用最近一次測量參數或由存儲單元讀取其它測量參數403。若只需要利用最近一次測量參數，則可直接進入測量模式405。若需要讀取預先存儲的其它個人化校準參數，則程序將進入404，并且，在讀取預先存儲的參數Dc、Mscal及Mdcal(其參數代表意義將在后面得到詳細說明)之后，則程序進入測量模式405。該模式能通過個人化校準參數及校準方程式確定被測者的收縮壓和舒張壓，其具體過程將在后面詳細說明。下一步，在步驟406中，通過在步驟405所測得的收縮壓和舒張壓可被輸出并顯示。當確定出血壓之后，測得的血壓值將被傳送給步驟407以進行是否正常的判斷，如果血壓值不在正常值范圍內，則系統會發出錯誤信息，并于408顯示出來。如果需要另外的血壓測量，則步驟409將重復步驟401、402、403、404、405、406、407和408。以下將對上述2個主要步驟402和405(即，校準步驟和測量步驟)進行詳細說明。
圖5為本發明方法在校準模式操作時的流程圖。在本實施例中，其進行校準所利用的參數和方程如下。
PT＝(1/Ptt)(c1)Dc＝PPGpc-PPGfc(c2)Mscal＝(BPsc-Ksconst)/PT (c3)Mdcal＝(BPdc-Kdconst)/PT (c4)其中，Ptt是由心電信號與光電容積描記信號確定的脈搏波傳輸時間；PT正如方程(c1)所述，是脈搏波傳輸時間的倒數；PPGpc是在校準模式中的光電容積描記信號頂端點的時間值；PPGfc是在校準模式中的光電容積描記信號底端點的時間值；Dc正如方程(c2)所述，是在校準模式中的光電容積描記信號頂端點與底端點的時間差(即，光電容積描記信號的上升沿時間)；BPsc是輸入的標準收縮壓，Ksconst是方程(c3)的收縮壓常數，其數值可以是45；Mscal是根據方程(c3)所計算出的收縮壓參數；BPdc是輸入的標準舒張壓；Ksconst是方程(c3)的舒張壓常數，其數值可以是30；Mdcal是根據方程(c4)所計算出的舒張壓參數；從上述公式(c1)～(c4)可以看出，在校準模式中，通過輸入標準的收縮壓或舒張壓并利用所測得的相應的脈搏波傳輸時間，就可以確定出血壓測量公式的具體表達式。
具體來說，如圖5所示，在步驟501中，使用者通過鍵盤輸入利用標準血壓計測得的血壓BPsc和BPdc，并將它們保存在存儲單元當中。下一步，步驟502的功能是找出心電信號的頂端點、光電容積描記信號的頂端點及底端點，并將其相對應的時間記錄下來。下一步，步驟503的功能是通過心電信號與光電容積描記信號找出脈搏波傳輸時間Ptt，并通過方程(c1)，找出PT值。具體來講，通過在心電信號和光電容積描記信號中分別選擇參考點，并測出心電信號的參考點與光電容積描記信號的參考點之間的時間間隔，就可以獲得上述的脈搏波傳輸時間Ptt。注意，在選取心電信號中的參考點時，可以選取心電信號中的R型波信號上的點作為參考點。本實施例中，在心電信號中選取的參考點為其R型波的峰值點。另外，在選擇光電容積描記信號中的參考點時，可以選取信號中的頂端點或底端點。本實施例中選擇參考點的是光電容積描記信號中的底端點。關于脈搏波傳輸時間Ptt的具體計算過程以及心電信號和光電容積描記信號中參考點的選擇可以參考L.A.Geddes，M.H.Voelz，C.F.Babbs，J.D.Bourland，and W.A.Tacker，“Pulse Transit Time as an Indicatorof Arterial Blood Pressure”，Psychophysiology，vol.18，no.1，pp.71-4，1981(L.A.Geddes、M.H.Voelz、C.F.Babbs、J.D.Bourland以及W.A.Tacker的“作為動脈血壓指標的脈搏傳輸時間”，心理生理學，卷18，第一部，頁71-4，1981年)以及Y.C.Chiu，P.W.Arand，S.G.Shroff，T.Feldman，andJ.D.Carroll，“Determination of pulse wave velocities with computerizedalgorithms”，American Heart Journal，vol.121，no.5，pp.1460-70，1991(Y.C.Chiu、P.W.Arand、S.G.Shroff、T.Feldman和J.D.Carroll的“利用計算機算法確定脈搏波的速度”，美國心臟雜志，卷121，第五部，頁1460-70，1991年)，這里不再贅述。接下來，步驟504的功能是通過方程(c2)找出光電容積描記信號的上升沿時間Dc，即光電容積描記信號頂端點PPGpc與底端點PPGfc的時間差。下一步，在步驟505中確定出脈搏波傳輸時間的總數是否達到默認值(例如10次)。使用單一的脈搏波傳輸時間去確定血壓有許多不穩定因素，從而增加了血壓測量的誤差。在本發明實施例所述的方法中采用了10個脈搏波傳輸時間及10個上升沿時間的平均值。步驟502、503和504需要被重復直到10個脈搏波傳輸時間及10個上升沿時間被檢測到為止。下一步，在步驟506中，計算10個脈搏波傳輸時間及10個上升沿時間的平均值以用作校準模式中的參數。下一步，在步驟507中，通過在校準模式中的平均PT及Dc值，加上方程(c3)和(c4)，計算出參數Mscal和Mdcal。下一步，在步驟508中，個人化參數Dc、Mscal和Mdcal被保存入存儲單元，用于以后的血壓測量。
圖6為本發明方法在測量模式操作時的流程圖。在本實施例中，進行測量所利用的參數和方程如下。
Dm＝PPGpm-PPGfm (m1)Rt＝Dm-Dc (m2)BPsm＝Mscal*PT+Rt*Rsconst+Ksconst (m3)BPdm＝Mdcal*PT+Rt*Rdconst+Kdconst (m4)其中，PT正如方程(c1)所述，是脈搏波傳輸時間的倒數；PPGpm是在測量模式中的光電容積描記信號頂端點的時間值，PPGfm是在測量模式中的光電容積描記信號底端點的時間值；Dm正如方程(m1)所述，是在測量模式中的光電容積描記信號頂端點與底端點的時間差，即，光電容積描記信號的上升沿時間；Dc正如前述方程(c2)所述，是在校準模式中的光電容積描記信號頂端點與底端點的時間差；Rt正如方程(m2)所述，是Dm與Dc的時間差。BPsm是收縮壓，Mscal正如方程(c3)所述，是在校準模式中計算出來的收縮壓參數；Rsconst是收縮壓的溫度補償常數，其數值可以是0.3；Ksconst是在方程(m3)的收縮壓常數，其數值可以是45；BPdm是舒張壓；Mdcal正如方程(c4)所述，是在校準模式中計算出來的舒張壓參數；Rdconst是舒張壓的溫度補償常數，其數值可以是0.03；Kdconst是在方程(m4)的舒張壓常數，其數值可以是30。
從上述公式(m1)～(m4)可以看出，在測量模式中，通過將測得的脈搏波傳輸時間以及溫度補償因子(Rt)代入公式(m3)和(m4)，就可以得到經過溫度補償的更加準確的血壓測量結果。
具體來講，如圖6所示，步驟601的功能是找出心電信號的頂端點、光電容積描記信號的頂端點及底端點，并將其相對應的時間記錄下來。下一步，步驟602的功能是通過心電信號與光電容積描記信號找出脈搏波傳輸時間Ptt，并通過方程(c1)找出PT值。這里，與校準過程相類似，通過在心電信號和光電容積描記信號中分別選擇參考點，并測出心電信號的參考點與光電容積描記信號的參考點之間的時間間隔，就可以獲得上述的脈搏波傳輸時間Ptt。同樣，在選取心電信號中的參考點時，可以選取心電信號中的R型波信號上點作為參考點。本實施例中，在心電信號中選取的參考點為其R型波的峰值點。另外，在選擇光電容積描記信號中的參考點時，可以選取信號中的頂端點或底端點。本實施例中選擇參考點的是光電容積描記信號中的底端點。同樣，關于脈搏波傳輸時間Ptt的具體計算過程以及心電信號和光電容積描記信號中參考點的選擇可以參考上述校準過程中提及的文獻，這里不再贅述。接下來，步驟603的功能是通過方程(m1)找出光電容積描記信號的上升沿時間Dm，即光電容積描記信號頂端點PPGpm與底端點PPGfm的時間差。下一步，在步驟604中確定出脈搏波傳輸時間的總數是否達到默認值(例如10次)。使用單一的脈搏波傳輸時間去決定血壓有許多不穩定因素，從而增加了血壓測量的誤差。在本發明實施例所述的方法中采用了10個脈搏波傳輸時間及10個上升沿時間的平均值。步驟601、602和603需要被重復直到10個脈搏波傳輸時間及10個上升沿時間被檢測到為止。下一步，在步驟606中，計算10個脈搏波傳輸時間及10個上升沿時間的平均值用作測量模式中的參數。下一步，在步驟606中，通過在測量模式中的平均PT及Dm值、校準模式中的平均Dc值以及測量模式中的方程(m2)、(m3)和(m4)，就可以計算出待測的收縮壓和舒張壓。
應該注意的是，雖然以上對本發明的說明是參照其具體實施例來進行的。但本領域的普通技術人員應該明白，本發明并不僅限于上述具體實施例。例如，雖然在上述實施例中，血壓的測量是結合光電容積描記信號和心電信號來進行的。但是，也可以只單一利用光電容積描記信號來測量血壓。在這種情況下，同樣可以采用本發明的方法來對光電容積描記信號進行溫度補償。另外，雖然在上述實施例中，用于對血壓測量進行溫度補償的溫度補償因子是通過例如光電容積描記信號的上升沿時間而計算得到的。但采用光電容積描記信號的其它特征參量也是可行的，這些特征參量如光電容積描記信號波形中的信號幅值、下降沿時間、一階導數幅值、二階導數幅值以及頻域幅值和頻域相位等，這些特征參量都會隨著溫度的變化而發生相應的變化。總之，本發明的精神和范圍是由附帶的權利要求而不是具體實施例來定義的。
權利要求
1.一種采用溫度補償的基于光電容積描記信號的血壓測量方法，其特征在于包括以下步驟1)在進行血壓測量校準時，測量并記錄血壓測量所需的光電容積描記信號并根據所述信號確定出血壓測量公式的具體表達式，同時還記錄所述光電容積描記信號本身的特征參量；以及2)在進行實際血壓測量時，將實際測得的血壓測量所需的光電容積描記信號代入通過步驟1)確定出的所述血壓測量公式以計算出血壓值，同時利用所述光電容積描記信號本身的特征參量對血壓測量結果進行溫度補償修正，從而獲得精確的血壓測量結果。
2.根據權利要求1所述的方法，其特征在于，在所述步驟1)中，所述光電容積描記信號本身的特征參量包括以下特征參量a)時域特征包括信號幅值、上升沿時間以及下降沿時間；b)導數信號特征包括一階導數幅值、二階導數幅值；以及c)頻域特征包括頻域幅值和頻域相位。
3.根據權利要求2所述的方法，其特征在于，在所述步驟1)中，所述光電容積描記信號本身的特征參量為信號的上升沿時間。
4.根據權利要求3所述的方法，其特征在于，所述光電容積描記信號的上升沿時間是通過計算同一心跳周期內的所述光電容積描記信號的底端點與頂端點之間的時間間隔而獲得的。
5.根據權利要求2至4中的任何一項權利要求所述的方法，其特征在于，所述步驟1)進一步包括以下步驟測量并記錄血壓測量所需的心電信號，并且根據所述心電信號和所述光電容積描記信號確定出血壓測量公式的具體表達式；所述步驟2)進一步包括以下步驟在進行實際血壓測量時測量血壓測量所需的心電信號，并將實際測得的所述光電容積描記信號和心電信號代入通過步驟1)確定出的所述血壓測量公式以計算出血壓值，同時利用所述光電容積描記信號本身的特征參量對血壓測量結果進行溫度補償修正，從而獲得精確的血壓測量結果。
6.根據權利要求5所述的方法，其特征在于，所述步驟1)進一步包括利用所述心電信號和光電容積描記信號確定出脈搏波傳輸時間的步驟。
7.根據權利要求6所述的方法，其特征在于，所述脈搏波傳輸時間通過計算所述心電信號中的參考點與所述光電容積描記信號中的參考點之間的時間間隔而被確定。
8.根據權利要求7所述的方法，其特征在于，所述心電信號中的參考點為心電信號中的R型波信號上的參考點，
9.根據權利要求8所述的方法，其特征在于，所述心電信號中的參考點為R型波的峰值點。
10.根據權利要求7所述的方法，其特征在于，所述光電容積描記信號中的參考點為信號中的頂端點或底端點。
11.根據權利要求6所述的方法，其特征在于，所述步驟1)中的血壓測量公式為Bpsm＝Mscal×PT+Ksconst(1)Bpdm＝Mdcal×PT+Kdconst(2)其中，Bpsm為待測的收縮壓，Bpdm為待測的舒張壓，PT為所述脈搏波傳輸時間的倒數，Mscal為收縮壓參數，Mdcal為舒張壓參數，Ksconst為收縮壓常數，Kdconst為舒張壓常數。
12.根據權利要求11所述的方法，其特征在于，所述步驟1)進一步包括以下步驟利用由標準血壓計測得的收縮壓和舒張壓以及所述脈搏波傳輸時間，并根據所述公式(1)和(2)計算出所述收縮壓參數和所述舒張壓參數，從而確定所述血壓測量公式(1)和(2)的具體表達式。
13.根據權利要求5所述的方法，其特征在于，所述步驟2)進一步包括利用所述心電信號和光電容積描記信號確定出脈搏波傳輸時間的步驟。
14.根據權利要求13所述的方法，其特征在于，所述脈搏波傳輸時間通過計算所述心電信號中的參考點與所述光電容積描記信號中的參考點之間的時間間隔而被確定。
15.根據權利要求14所述的方法，其特征在于，所述心電信號中的參考點為心電信號中的R型波信號上的參考點。
16.根據權利要求15所述的方法，其特征在于，所述心電信號中的參考點為R型波的峰值點。
17.根據權利要求14所述的方法，其特征在于，所述光電容積描記信號中的參考點為信號中的頂端點或底端點。
18.根據權利要求13所述的方法，其特征在于，在所述步驟2)中，通過利用在實際血壓測量時記錄的所述光電容積描記信號的上升沿時間以及在血壓測量校準時記錄的所述光電容積描記信號的上升沿時間，可以對血壓測量結果進行溫度補償修正，從而獲得精確約血壓測量結果。
19.根據權利要求18所述的方法，其特征在于，所述步驟2)采用的含有溫度補償項的血壓計算公式為Bpsm＝Mscal×PT+Rt×Rsconst+Ksconst(3)Bpdm＝Mdcal×PT+Rt×Rdconst+Kdconst(4)其中，Bpsm為待測的收縮壓，Bpdm為待測的舒張壓，PT為所述脈搏波傳輸時間的倒數，Mscal為收縮壓參數，Mdcal為舒張壓參數，Ksconst為收縮壓常數，Kdconst為舒張壓常數，Rsconst為收縮壓的溫度補償常數，Rdconst為舒張壓的溫度補償常數，Rt則為實際血壓測量時記錄的所述光電容積描記信號的上升沿時間與在血壓測量校準時記錄的所述光電容積描記信號的上升沿時間之差。
全文摘要
本發明公開了一種采用溫度補償的基于光電容積描記信號的血壓測量方法，包括1)在進行血壓測量校準時，測量并記錄血壓測量所需的光電容積描記信號并根據該信號確定出血壓測量公式的具體表達式，同時還記錄光電容積描記信號本身的特征參量；以及2)在進行實際血壓測量時，將實際測得的血壓測量所需的光電容積描記信號代入通過步驟1)確定出的血壓測量公式以計算出血壓值，同時利用光電容積描記信號本身的特征參量對血壓測量結果進行溫度補償修正，從而獲得精確的血壓測量結果。通過利用光電容積描記信號本身特征隨溫度變化的規律來表征溫度變化情況，并利用該規律對溫度變化對血壓測量造成的誤差進行補償，就可實現溫度補償的自動校正。
文檔編號A61B5/021GK1582845SQ0315380
公開日2005年2月23日 申請日期2003年8月22日 優先權日2003年8月22日
發明者張元亭, 葉龍, 滕曉菲 申請人:香港中文大學