專利名稱：基于橈動脈脈搏波的心血管機能參數檢測分析方法及檢測裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及傳感器技術和生物醫學工程學，特別涉及一種基于橈動脈脈搏波的心
血管機能參數檢測分析方法及檢測裝置。
背景技術：
正常的血壓是血液循環流動的前提，血壓在多種因素調節下保持正常，從而提供 各組織器官以足夠的血量，藉以維持正常的新陳代謝。血壓過低過高都會造成嚴重后果，血 壓消失是死亡的前兆，這都說明血壓有極其重要的生物學意義。流行病學調查及大規模前 瞻性臨床研究表明高血壓與心腦血管病的發生和死亡顯著相關，因此想要減少心腦血管事 件，必須有效控制血壓水平。 血壓測量方法大體可分為直接測量法和間接測量法兩大類，直接測量比較準確， 可靠，但其技術要求較高，且有一定創傷性，所以僅適用于危重病人的搶救和大手術病人， 間接測量具有操作簡單、無痛苦、易接受等優點，在臨床上廣泛應用。間接測量法又可分為 間歇式測量法和連續式測量法兩大類，間歇式測量法主要以柯氏音法和示波法為代表；與 柯氏音法比較，示波法省去了一個脈搏拾音監側單元，避開了外界聲音振動的干擾，重復性 較好。用示波法判定收縮壓和舒張壓的方法基本有兩種一種是波形特征法，通過識別血壓 波形在收縮壓和舒張壓處的波形變化特征來判別血壓值；另一種是幅度系數法，通過識別 與確定收縮壓、舒張壓與平均壓之間的內在關系來判定血壓值。傳統的波形特征法都要求 建立一定的數學模型，利用復雜的數學運算來實現，對軟件編程和硬件設計都提出了很高 的要求，常規采用恒定幅度系數的方法不能適應個體的變化，所以測量血壓的方法需要改 進。 心臟射血后，血管腔內壓力以壓力波的方式順著動脈壁向外周傳播，并在阻力小 動脈部位產生反向折返，反向折返波與向外周傳遞的壓力波產生重合，形成實際觀察到的 壓力波，即脈搏波。脈搏波呈現出的形態(波形)、強度(波幅)、速率(波速)和節律(周 期)等綜合信息，很大程度上反映出人體心血管系統中許多生理病理的血流特征。按中醫 理論健康人的脈象，隨年齡的增長而變化，年輕人的脈象常帶滑，老年人的脈象多帶弦。不 同年齡段的人有不同的脈象，應采用不同的分析方法。 在人類的不斷探索中，許許多多的能反映心血管機能的參數被人類從血壓和脈 搏波的相關信息中提取出來，有心率(HR)、每分輸出量(C0)、每搏輸出量(SV)、心搏指數 (SI)、心臟指數(CI)等幾十項。申請號為9414876. 9的中國專利能通過檢測分析脈搏波信 息得到很多心血管機能參數，但其中有多項是經相互嵌套計算所得， 一項參數不準確可能 會影響其他參數的精度，增加分析誤差。 申請號為200410014353. 3的中國專利公開了一種帶血壓測量的心血管功能檢測 裝置和方法，通過該檢測裝置和方法能得到用戶的血壓和脈搏波波形，通過分析也能得到 一些關于心血管狀況的參數，但該專利中血壓的測量是在放氣階段進行，測量時間較長。脈搏傳感器固定在袖套裝置上，外加氣體壓力影響了脈搏信號的穩定性，且該專利中是通過 USB電源接口電路將信號監測盒連接在計算機上，通過計算機的USB接口向信號檢測盒的 各個部分供電，其中就有氣泵部分，氣泵部分給血壓計袖帶充氣，與人體直接相連，如果計 算機的地線接的不是很合理，信號檢測盒的電壓可能會使人體受到傷害。
發明內容
本發明的目的是針對上文提出來的血壓測量方法還有待改進，不同年齡段的人
脈象不同，提取心血管機能參數方法相同則會造成測量誤差，以及心血管機能參數之間相
互嵌套很可能增加誤差的問題，本發明專利提出了一種基于橈動脈脈搏波的心血管機能參
數檢測分析方法以及據此設計的檢測裝置。
為了達到上述目的，本發明所采用的技術方案為 —種基于橈動脈脈搏波的心血管機能參數檢測分析方法，其特征在于 它是一種通過分析實時采集的脈搏波序列，提取特征信息并計算心血管機能參數
的分析方法，其順次由以下步驟組成 (1)用壓力傳感器從橈動脈處采集一組流動的脈搏波形序列p(n)和袖帶壓力值 序列v(n) ， n為采樣點的時間序號，同時做如下處理 a)將脈搏波序列p(n)各點值除以最大值max (p (n))進行歸一化，得到數值序列 pl(n); b)用小波分析的方法查找數值序列pl(n)中各峰值點，設定閾值ml = 0. l，濾除 pl(n)中峰值小于ml的脈搏波數值序列； c)濾除pi (n)中峰值間距小于120個點的峰值點，用高斯曲線擬合剩余峰值點序 列peakpoint (k)，用線性方程擬合袖帶壓力值序列v (n)，查找擬合后曲線的最大值，與該 點對應的袖帶壓力的值v(m)即為平均壓MAP ; d)對高斯曲線模型和峰值點序列peakpoint(k)擬合后的曲線的單調性進行判 斷； e)在該曲線的遞增段與最大值之比為0.45-0.90的范圍內查找該曲線的拐點(即 該曲線的一階導數為正的最大值時所對應的曲線上的點)，與該點對應的氣泵壓力的值 v(d)即為舒張壓DBP; f)在該曲線的遞減段與最大值之比為0. 3-0. 75的范圍內查找該曲線的拐點(即 該曲線的一階導數為負的最大值時所對應的曲線上的點)，與該點對應的袖帶壓力的值 v(s)即為收縮壓SBP; g)判斷舒張壓DBP和收縮壓SBP的值，兩者同時不為0時，停止采集數據，否則再 判斷袖帶壓力值序列的值是否大于220，若是，則復位，重新測量，否則，返回(1);
h)脈壓PP =收縮壓SBP-舒張壓DBP ; (2)用脈搏傳感器從橈動脈實時采集脈搏波形q(n) ，n為采樣點的時間序號，同時 做如下處理 a)將脈搏波形q(n)各點值除以最大值max (q (n))進行歸一化，得到數值序列 ql(n); b)對數值序列ql (n)求一階導數后平方，得到數值序列q2 (n_l);
c)設定閾值ml = 0. 0045，每三秒在q2 (n_l)上查找一次大于ml的峰值點，如果 存在記最后一個符合條件的點為Q;如果不存在重復c); d)設定閾值m2 = 0. 1，從與Q點對應的ql (n)上的點向后查找ql (n)中大于m2 的所有峰值點，并對這些峰值點進行判斷，如果相鄰兩峰值點間的間距均在80 240個點 之間，記第一個峰值點為特征脈搏波起始點，繼續采集8秒后停止采集，得到最終的特征波 序列Q(n)，否則返回(3);
(3)模版匹配 脈搏波包括主波、重搏前波和重搏波，將特征波序列Q(n)做微分處理并進行模板 匹配。有兩種脈搏波模板，第一種脈搏波模板主波和重搏波較明顯，重搏前波不明顯，見附 圖la ;第二種脈搏波模板主波和重搏前波較明顯，重搏波不明顯，見附圖lb。兩種模板的微 分波形見附圖2所示，第一種模板的微分波形在最大值下降到最小值過程中沒有拐點，第 二種模板的微分波形在最大值下降到最小值過程中出現拐點。 [OO27] (4)特征點的提取 脈搏波的特征點有5點，見附圖3所示，b點主動脈開放點，即射血開始點，C點 主動脈壓力最高點，e點反射波重合點，f點射血停止點，是心臟收縮與舒張的分界點，g 點重搏波重合點； a)查找特征波序列Q(n)微分后的波形的最大值點，從與該點對應的Q(n)上的點 向后查找Q(n)上最大值點即為c點，從該點向前查找Q(n)上最小值點即為b點；
b)對于與第一種模板對應的脈搏波形Q (n)，從c點往后查找距c點在(0， 0. 2T) 內的第一個極大值點即為e點，T為該特征波的周期；對于與第二種模板對應的脈搏波形 Q(n)，查找特征波序列Q(n)微分波形從最大值下降到最小值過程中出現的拐點，該拐點對 應的Q(n)中的點即為e點; c)對于與第一種模板對應的脈搏波形Q(n)，從后一個脈搏波的b點往前查找距b 點在(0. 3T，0. 55T)內的第一個極大值點即g點；對于與第二種模板對應的脈搏波形Q(n)， 從后一個脈搏波的b點往前查找距b點在(0. 35T，0. 65T)內的第一個極大值點即g點；
d)對于與第一種模板對應的脈搏波形Q(n)，從g點往前查找距b點在(0. 3T， 0.5T)內的第一個極小值點即f點；對于與第二種模板對應的脈搏波形Q(n)，從g點往前查 找距b點在(0. 36T，0. 55T)內的第一個極小值點即f點；
(5)心血管機能參數的計算
首先計算第m個特征波的心血管機能參數 〈1>設特征點b(m) 、 c(m) 、 e (m) 、 f (m) 、 g(m)點對應的采樣點的時間序號分別是 tb (m) 、 tc (m) 、 te (m) 、 tf (m) 、 tg (m);特征點b (m) 、 c (m) 、 e (m) 、 f (m) 、 g (m)點對應的Q (n)上 的值分別是Q (b) (m) 、 Q (c) (m) 、 Q (e) (m) 、 Q (f) (m) 、 Q (g) (m); 〈2>計算增長指數AI (m) :AI (m) = [Q (e) (m) -Q (b) (m) ] / [Q (c) (m) -Q (b) (m)];
〈3>計算中心壓SBP2 (m) ， SBP2 (m) = AI (m) *PP+DBP ; 〈4>計算脈率HR(m) :HR(m) = 60/T (m)，其中T (m)是第m個特征波的周期；
〈5>計算收縮時間TS(m) :TS(m) =tf(m)_tb(m); 〈6>用收縮壓值SBP和舒張壓值DBP標定特征脈搏波Q(n)，其中脈搏波波峰Q(c) (m)對應收縮壓SBP，脈搏波波谷Q(b) (m)對應舒張壓DBP，標定后的脈搏波序列Qq(n);
7
〈7〉計算左心負荷Sw(m^ f(")Qq(n)dt;〈8>計算心肌灌注Sd(m" f,(m、+1)Qq(n)dt;
〈9>計算心臟指數Sevr (m) = Sw (m) /Sd (m); 將q(n)中所包含的脈搏波所對應的各個參數AI (m) 、 SBP2 (m) 、 HR(m) 、 TS(m)、 Sw(m) 、Sd(m) 、Sevr (m)去除序列中的最大值和最小值后求平均值即得該次測量的心血管機 能各參數值AI、SBP2、HR、TS、Sw、Sd、Sevr ; 所述的心血管機能參數分析方法所設計的檢測裝置主要包括血壓計袖帶、脈搏 夾、脈搏傳感器和脈搏采集盒及計算機，其中脈搏采集盒由包括控制芯片、分支器、氣泵、氣 調節裝置、電磁閥、氣壓傳感器、驅動電路、信號調理電路、光電耦合器和直流穩壓電源在內 的部分組成，其特征在于所述的脈搏夾結構為包括二個鉸接的夾鉗，一個夾鉗的前端夾 合面內設置脈搏傳感器，二個夾鉗的后端之間連接有彈簧，在自然狀態下，彈簧伸展使二個 夾鉗前端的夾合面對合，脈搏傳感器的信號經過脈搏信號調理電路處理后輸入控制芯片；
所述的氣泵、電磁閥分別外接各自的驅動電路，各驅動電路均接入控制芯片，通過 控制芯片控制電磁閥與氣泵的動作； 所述的分支器具有氣室和輸氣口 ，輸氣口按其作用分為一個進氣口和三個出氣
口 ；氣壓傳感器與其中一個出氣口相連通，用于測量分支器內氣流氣壓，所述的氣壓傳感器
的的信號輸出接入到氣壓信號調理電路，氣壓信號調理電路與控制芯片連接； 所述的氣泵的出氣口通過管道接到氣調節裝置的入氣口 ，氣調節裝置的出氣口與
分支器的進氣口聯通，分支器的其中一個出氣口通過橡膠軟管與血壓計袖帶連接； 所述的電磁閥通過壓力橡膠管與分支器的其中一個出氣口聯通； 所述的直流穩壓電源為控制芯片、各驅動電路、氣壓信號調理電路、脈搏信號調理
電路提供電源； 所述的氣調節裝置的結構為包括有殼體，殼體上口覆蓋有彈性膜，殼體上口外壁 上旋合有壓環，壓環內邊沿將彈性膜固定，彈性膜中央通過螺釘固定安裝有質量塊，所述的 螺釘、質量塊和彈性膜組成共振機構；所述的壓環殼體中間有隔板將殼體分隔成共振腔與 緩沖腔，共振腔上有入氣口 ，緩沖腔上有出氣口 ，隔板上有開孔，使得共振腔與緩沖腔聯通， 所述的緩沖腔內填充有纖維。
本發明的有益效果 (1)本發明提出的處理血壓相關數據的方法結合了示波法中的拐點法和幅度系數 法，在符合幅度系數要求的范圍內查找拐點，在一定程度上彌補了單獨用拐點法和單獨用 幅度系數法求收縮壓、舒張壓的不足，使得對血壓的測量更準確。 (2)本發明提出的處理脈搏波相關數據的方法中有一個模板匹配過程，對于不同 的模板，在查找脈搏波特征點時設定的查找范圍不同，使得能夠快速準確地得到脈搏波的 特征點，提高了該分析方法的速度和精度。
(3)本發明提出的心血管機能參數檢測方法中的反映心血管機能狀況的心血管參 數除中心動脈壓外，均能直接測得，易于獲取，降低了由于算法的選取而產生的誤差，且沒 有嵌套參數，避免了因一項參數有誤導致多項參數有誤的情況發生，提高了該方法的精度。
(4)本發明中，用脈搏夾固定脈搏傳感器于腕部，該脈搏夾由控制芯片根據脈搏信號的強弱調節其松緊，脈搏信號強，脈搏夾變松，脈搏信號弱，脈搏夾變緊，使得采集過程更 加智能化，同時提高了分析數據的速度和準確性。 (5)本發明中，控制芯片控制氣泵向血壓計袖帶充氣，在充氣支路中包含一個氣調 節裝置，氣泵充氣時，氣體首先通過其調節裝置的入氣口進入到氣調節裝置的共振腔中，氣 調節裝置中的質量塊和彈性膜組成共振機構，共振頻率與進入共振腔的氣體的脈動頻率相 同，可以吸收氣體中的脈動成分，被吸收脈動成分的氣體再經過氣調節裝置的緩沖腔到出 氣口 ，緩沖腔中的纖維可以緩沖氣流的速度，在共振腔和緩沖腔的共同作用下，使氣體勻速 地經出氣口到分支器，再到血壓計袖帶，由于氣體勻速到達血壓計袖帶，在不失準確性的前 提下，可以在充氣階段采集血壓的相關數據，提高了血壓相關數據采集的速度。
圖1為本發明中模板匹配中的兩種模板圖； 圖2為兩種模板的微分波形； 圖3為本發明中脈搏波特征點圖。 圖4為本發明中心血管參數檢測分析方法流程圖。 圖5為本發明中檢測裝置的結構圖。 圖6為本發明檢測裝置中氣調節裝置結構圖。 圖7為本發明檢測裝置中分支器結構圖。 圖8為本發明中檢測裝置的連接示意圖。 圖9為心血管機能參數檢測分析的工作流程圖。 圖10為本發明檢測裝置中的電路結構圖。
具體實施例方式
下面結合附圖和實施方式對本發明作進一步的詳細說明。 圖1為本發明中模板匹配中的兩種模板圖。 一種是波形緩和從容，重搏前波不明 顯，另 一種是波形曲線形態僵硬，重搏波不明顯。 圖2為兩種模板的微分波形。第一種模板的微分波形在最大值下降到最小值過程 沒有拐點，第二種模板的微分波形在最大值下降到最小值過程有一個拐點。首先對脈搏、血 壓采集系統傳送過來的脈搏波數據構成的脈搏波波形進行微分，微分后的波形沒有拐點， 脈搏、血壓采集系統傳送過來的脈搏波數據對應第一種模板，否則脈搏、血壓采集系統傳送 過來的脈搏波數據對應第二種模板。 圖3為本發明中脈搏波特征點圖。脈搏波的特征點有5點，b點主動脈開放點， 即射血開始點，C點主動脈壓力最高點，e點反射波重合點，f點射血停止點，是心臟收 縮與舒張的分界點，g點重搏波重合點。 圖4為本發明中心血管參數檢測分析方法流程圖。心血管參數檢測方法中主要是 用壓力傳感器和脈搏傳感器分別采集血壓、脈搏相關數據，心血管參數分析方法中血壓數 據分析方法主要是幅度系數法和拐點法相結合求血壓值，脈搏波數據分析方法首先進行模 板匹配，對于與不同模板相對應的脈搏波采取不同的查找范圍查找脈搏波的特征點，根據 脈搏波波形和特征點計算心功能參數。
圖5為本發明中檢測裝置的結構圖。本發明中的檢測裝置主要包括血壓計袖帶 1、脈搏夾4、脈搏傳感器3和脈搏采集盒5及計算機2 ;其中脈搏采集盒5由包括控制芯片 5. 14、分支器5. 1、氣調節裝置5. 10、氣泵5. 9、氣泵調速電路5. 15、電磁閥5. 11、氣壓傳感 器5. 2、驅動電路5. 8和5. 12、信號調理電路5. 13和5. 3、光電耦合器5. 4和直流穩壓電源 5. 7在內的部分組成；直流穩壓電源5. 7由變壓器5. 6和直流穩壓電路5. 5組成，用有隔離 作用的盒子封裝后放在脈搏采集盒5中。 血壓計袖帶1、氣調節裝置5. 10、電磁閥5. 11和氣壓傳感器5. 2通過壓力橡膠管 與分支器5. 1實行機械連接，脈搏傳感器3經脈搏夾4與脈搏采集盒5中的脈搏信號調理 電路5. 3實行電連接，氣調節裝置5. 10與氣泵5. 9通過壓力橡膠管相連，氣泵5. 9、電磁閥 5. 11通過驅動電路5. 8和5. 12與控制芯片5. 14實行電連接，控制芯片5. 14通過氣泵調 速電路5. 15與氣泵5. 9實行電連接，氣壓傳感器5. 2通過氣壓信號調理電路5. 13與的控 制芯片5. 14實行電連接，脈搏傳感器3經脈搏夾4通過脈搏信號調理電路5. 3與控制芯片 5. 14實行電連接，控制芯片5. 14通過光電耦合器5. 4，數據傳輸總線與計算機2實行電連 接，直流穩壓電源5. 7給脈搏采集盒5中氣泵5. 9、驅動電路5. 8支路，氣泵調速電路5. 15， 電磁閥5. 11、驅動電路5. 12支路，氣壓傳感器5.2、氣壓信號調理電路5. 13支路，脈搏傳感 器3、脈搏夾4、脈搏信號調理電路5. 3支路，控制芯片5. 14，光電耦合器5. 4、數據傳輸線支 路分別獨立供電。 采集血壓相關的數據時，控制芯片5. 14根據用戶個人的血壓情況控制氣泵調速 電路5. 15，使氣泵5.9自動向血壓計袖帶1充氣到一定的值，與此同時，控制芯片5. 14控制 氣壓傳感器5.2采集血壓相關數據，數據采集完畢，控制芯片5. 14控制電磁閥5. IO快速放 氣，氣壓傳感器5. 2采集到的數據經過氣壓信號調理電路5. 13轉換后傳遞到控制芯片5. 14 上，光電耦合器5. 4將控制芯片5. 14上的數據耦合到數據傳輸線上，數據傳輸線將數據傳 輸到計算機2中； 采集脈搏波相關的數據時，控制芯片5. 14控制脈搏傳感器3采集脈搏波相關數 據，脈搏傳感器3采集到的數據經過信號調理電路5. 3處理后傳遞到控制芯片5. 14上，光 電耦合器5. 4將控制芯片5. 14上的數據耦合到數據傳輸線上，數據傳輸線將數據傳輸到計 算機2中。 圖6為本發明檢測裝置中氣調節裝置結構圖。氣調節裝置5. 10由螺釘5. 101、 質量塊5. 102、彈性膜5. 103、入氣口 5. 104、出氣口 5. 105、纖維5. 106、外殼5. 107、緩沖腔 5. 108和共振腔5. 109組成，入氣口 5. 104與氣泵5. 9相連，出氣口 5. 105與分支器5. 1相 連，氣體經入氣口 5. 104進入到共振腔5. 109內，再經緩沖腔5. 108到出氣口 5. 105，共振 腔5. 109的上方是彈性膜5. 103，彈性膜5. 103之上是質量塊5. 102，螺釘5. 101將彈性膜 5. 103和質量塊5. 102固定在一起，螺釘5. 101、質量塊5. 102和彈性膜5. 103組成共振機 構，共振頻率與進入共振腔5. 109的氣體的脈動頻率相同，纖維5. 106被放在緩沖腔5. 108 中； 圖7為本發明檢測裝置中分支器結構圖。分支器5. 1具有氣室5. 1. 1和輸氣口， 輸氣口按其作用分為進氣口 5. 1. 2和出氣口 5. 1. 3、5. 1. 4、5. 1. 5 ;氣壓傳感器5. 2與其中 一個出氣口 5. 1.5相連通，用于測量分支器5. 1內氣流氣壓，氣壓傳感器5.2的的信號輸出 接入到氣壓信號調理電路5. 13，氣壓信號調理電路5. 13與控制芯片5. 14連接；管道接到氣調節裝置5. 10的入氣口 5. 104，氣調節裝置 5. 10的出氣口 5. 105與分支器5. 1的進氣口 5. 1.2聯通，分支器5. 1的其中一個出氣口 5. 1. 4通過橡膠軟管與血壓計袖帶1連接； 電磁閥通過壓力橡膠管與分支器的其中一個出氣口 5. 1. 3聯通。 圖8為本發明中檢測裝置的連接示意圖。血壓計袖帶1和脈搏采集盒5連接，脈
搏傳感器3固定在脈搏夾4上，在脈搏夾4和脈搏采集盒5連接，顯示器2. 2，打印機6，脈
搏采集盒5都和計算機主機2. l連接，脈搏采集盒5，顯示器2.2，打印機6，計算機主機2. 1
都和電源7連接。 圖9為心血管機能參數檢測分析的工作流程圖。本發明提出的心血管機能參數檢 測分析簡要的工作流程是開始_ >連接需要連接的部分_ >檢查裝置的安全問題_ >安 裝專用的軟件_ >啟動專用的軟件_ >輸入用戶相關信息_ >測量動脈相關參數_ >測量 心功能相關參數_ >得到各參數值_ >保存打印結果，結束。 圖10為本發明檢測裝置中的電路結構圖。本發明檢測裝置中的電路由是直流穩 壓電源電路、氣壓傳感器的信號調理電路、脈搏傳感器的信號調理電路、氣泵調速電路、氣 泵和電磁閥的驅動電路、傳輸線電路和控制芯片組成。各電路按圖對應連接在一起。氣壓 傳感器的信號調理電路有兩路輸出，其中一路經電橋放大電路和RC濾波電路輸出直流信 號，另一路經電橋放大電路、0. 8HZ的高通濾波電路、放大電路和28HZ的低通濾波電路輸出 脈動信號。脈搏傳感器的信號調理電路經電壓跟隨電路、0. 8HZ的高通濾波電路、50HZ的限 波電路和IOOHZ的低通濾波電路輸出脈搏波信號。為了提高血壓相關數據采集的速度和準 確性，氣泵調速電路的工作流程是在袖帶壓力小于30mmHg時調速電路使氣泵以最大速度 充氣，在袖帶壓力在30mmHg和40mmHg之間是，調速電路使充氣速度從最大速度線性減小至 最小速度，在這之后，隨著袖帶壓力的增大充氣速度均勻加大，以減小袖帶內壓力的不必要 的脈動成分。
具體實施例方式
當對用戶進行心血管機能狀況測評時，首先將各個需要連接的部分連接好，需要 接電的部分接上電，檢查系統的安全問題，例如是否漏電等。啟動專用的分析軟件，初始化 各部件。測量血壓相關信息，固定血壓計袖帶l在腕部，輸入用戶相關信息(年齡、身高、體 重等)，按測量血壓按鈕，控制芯片5. 14根據用戶個人的血壓情況控制氣泵調速電路5. 15， 使氣泵5.9自動向血壓計袖帶1充氣到一定的值，與此同時，控制芯片5. 14控制氣壓傳感 器5. 2采集血壓相關數據，數據采集完畢，控制芯片5. 14控制電磁閥5. 10快速放氣，氣壓 傳感器5.2采集到的數據(一組流動的脈搏波形p(n)和直流電壓序列v(n)，n為采樣點的 時間序號)經過氣壓信號調理電路5. 13轉換后傳遞到控制芯片5. 14上，光電耦合器5. 4 將控制芯片5. 14上的數據耦合到數據傳輸線上，數據傳輸線將數據傳輸到計算機2中；分 析軟件對數據傳輸線傳輸過來的數據進行如下處理 a)將脈搏波序列p(n)各點值除以最大值max (p (n))進行歸一化，得到數值序列 pl(n); b)用小波分析的方法查找數值序列pl (n)中各峰值點，設定閾值ml = 0. 1，濾除 pl(n)中峰值小于ml的脈搏波數值序列； c)濾除pl (n)中峰值間距小于120個點的峰值點，用高斯曲線擬合剩余峰值點序列peakpoint (k)，用線性方程擬合袖帶壓力值序列v (n)，查找擬合后曲線的最大值，與該點對應的袖帶壓力的值v(m)即為平均壓MAP ; d)對高斯曲線模型和峰值點序列peakpoint (k)擬合后的曲線的單調性進行判斷； e)在該曲線的遞增段與最大值之比為0.45-0.90的范圍內查找該曲線的拐點(即該曲線的一階導數為正的最大值時所對應的曲線上的點)，與該點對應的袖帶壓力的值"d)即為舒張壓DBP; f)在該曲線的遞減段與最大值之比為0. 3-0. 75的范圍內查找該曲線的拐點(即該曲線的一階導數為負的最大值時所對應的曲線上的點)，與該點對應的袖帶壓力的值v(s)即為收縮壓SBP; g)判斷舒張壓DBP和收縮壓SBP的值，兩者同時不為0時，停止采集數據，否則再
判斷袖帶壓力值序列的值是否大于220，若是，則復位，重新測量，否則，返回(1); h)脈壓PP =收縮壓SBP-舒張壓DBP ; 得到收縮壓，舒張壓，脈壓的值，并在顯示器2. 2上顯示。 解開血壓計袖帶l，測量橈動脈脈搏波相關信息，用脈搏夾4將脈搏傳感器3固定在腕部橈動脈脈動最強處，按測量心功能按鈕，開始檢測，控制芯片5. 14控制脈搏傳感器3采集脈搏波相關數據，脈搏傳感器3采集到的數據( 一組流動的脈搏波形q(n) ，n為采樣點的時間序號)經過信號調理電路5.3處理后傳遞到控制芯片5. 14上，光電耦合器5.4將控制芯片5. 14上的數據耦合到數據傳輸線上，數據傳輸線將數據傳輸到計算機2中；分析軟件對數據傳輸線傳輸過來的數據進行如下處理
(1)判定和提取特征脈搏波； a)將脈搏波形q(n)各點值除以最大值max (q (n))進行歸一化，得到數值序列ql(n); b)對數值序列ql (n)求一階導數后平方，得到數值序列q2 (n_l); c)設定閾值ml = 0. 0045，每三秒在q2 (n_l)上查找一次大于閾值的峰值點，如果
存在記最后一個符合條件的點為Q;如果不存在重復c); d)設定閾值m2 = 0. l，從與Q點對應的ql(n)上的點向后查找ql(n)中大于m2的所有峰值點，并對這些峰值點進行判斷，如果相鄰兩峰值點間的間距均在80 240個點之間，記第一個峰值點為特征脈搏波起始點，繼續采集8秒后停止采集，得到最終的特征波序列Q(n)，否則返回(3);[OW] (2)模版匹配 脈搏波包括主波、重搏前波和重搏波，將特征波序列Q(n)做微分處理并進行模板匹配。有兩種脈搏波模板，第一種脈搏波模板主波和重搏波較明顯，重搏前波不明顯，見附圖la ;第二種脈搏波模板主波和重搏前波較明顯，重搏波不明顯，見附圖lb。兩種模板的微分波形見附圖2所示，第一種模板的微分波形在最大值下降到最小值過程中沒有拐點，第二種模板的微分波形在最大值下降到最小值過程中出現拐點。
(3)特征點的提取 脈搏波的特征點有5點，見附圖3所示，b點主動脈開放點，即射血開始點，C點主動脈壓力最高點，e點反射波重合點，f點射血停止點，是心臟收縮與舒張的分界點，g
12點重搏波重合點； a)查找特征波序列Q(n)微分后的波形的最大值點，從與該點對應的Q(n)上的點向后查找Q(n)上最大值點即為c點，從該點向前查找Q(n)上最小值點即為b點；
b)對于與第一種模板對應的脈搏波形Q(n)，從c點往后查找距c點在(0，0. 2T)內的第一個極大值點即為e點，T為該特征波的周期；對于與第二種模板對應的脈搏波形Q(n)，查找特征波序列Q(n)微分波形從最大值下降到最小值過程中出現的拐點，該拐點對應的Q(n)中的點即為e點; c)對于與第一種模板對應的脈搏波形Q(n)，從后一個脈搏波的b點往前查找距b點在(0. 3T，0. 55T)內的第一個極大值點即g點；對于與第二種模板對應的脈搏波形Q(n)，從后一個脈搏波的b點往前查找距b點在(0. 35T，0. 65T)內的第一個極大值點即g點；
d)對于與第一種模板對應的脈搏波形Q(n)，從g點往前查找距b點在(0. 3T，0.5T)內的第一個極小值點即f點；對于與第二種模板對應的脈搏波形Q(n)，從g點往前查找距b點在(0. 36T，0. 55T)內的第一個極小值點即f點；
(4)心血管機能參數的計算
首先計算第m個特征波的心血管機能參數 〈1〉設特征點b(m)、 c(m)、 e(m)、 f(m)、 g(m)點對應的采樣點的時間序號分別是tb (m) 、 tc (m) 、 te (m) 、 tf (m) 、 tg (m);特征點b (m) 、 c (m) 、 e (m) 、 f (m) 、 g (m)點對應的Q (n)上的值分別是Q (b) (m) 、 Q (c) (m) 、 Q (e) (m) 、 Q (f) (m) 、 Q (g) (m); 〈2>計算增長指數AI (m) :AI (m) = [Q (e) (m) -Q (b) (m) ] / [Q (c) (m) -Q (b) (m)];
〈3>計算中心壓SBP2 (m) ， SBP2 (m) = AI (m) *PP+DBP ; 〈4>計算脈率HR (m) :HR (m) = 60/T (m)，其中T (m)是第m個特征波所占據的時間；
〈5>計算收縮時間TS(m) :TS(m) =tf(m)_tb(m); 〈6>用收縮壓值SBP和舒張壓值DBP標定特征脈搏波Q(n)，脈搏波波峰Q(c) (m)對應收縮壓的值SBP，脈搏波波谷Q (b) (m)對應舒張壓的值DBP，其他脈搏波序列Q (n)按比例關系分別對應一定的值，得到標定后的脈搏波序列Qq(n);〈7>計算左心負荷Sw (m)= f(m)Qq(n)dt;
Qq(n)dt;
b(m) 〈9>計算心臟指數Sevr (m) = Sw (m) /Sd (m) 將q(n)中所包含的脈搏波所對應的各個參數AI (m) 、 SBP2 (m) 、 HR(m) 、 TS (m)、Sw(m) 、Sd(m) 、Sevr (m)去除序列中的最大值和最小值后求平均值得到最終的心血管機能參數AI、 SBP2、 HR、 TS、 Sw、 Sd、 Sevr ;在顯示器2. 2上可以顯示脈搏波波形和各項參數值。用戶可以保存各項心血管參數信息，并有打印機6能夠打印相關信息。
權利要求
一種基于橈動脈脈搏波的心血管機能參數檢測分析方法，其特征在于它是一種通過分析實時采集的脈搏波序列，提取特征信息并計算心血管機能參數的分析方法，其順次由以下步驟組成(1)用壓力傳感器從橈動脈處采集一組流動的脈搏波形序列p(n)和袖帶壓力值序列v(n)，n為采樣點的時間序號，同時做如下處理a)將脈搏波序列p(n)各點值除以最大值max(p(n))進行歸一化，得到數值序列p1(n)；b)用小波分析的方法查找數值序列p1(n)中各峰值點，設定閾值m1＝0.1，濾除p1(n)中峰值小于m1的脈搏波數值序列；c)濾除p1(n)中峰值間距小于120個點的峰值點，用高斯曲線擬合剩余峰值點序列peakpoint(k)，用線性方程擬合袖帶壓力值序列v(n)，查找擬合后曲線的最大值，與該點對應的袖帶壓力的值v(m)即為平均壓MAP；d)對高斯曲線模型和峰值點序列peakpoint(k)擬合后的曲線的單調性進行判斷；e)在該曲線的遞增段與最大值之比為0.45-0.90的范圍內查找該曲線的拐點(即該曲線的一階導數為正的最大值時所對應的曲線上的點)，與該點對應的氣泵壓力的值v(d)即為舒張壓DBP；f)在該曲線的遞減段與最大值之比為0.3-0.75的范圍內查找該曲線的拐點(即該曲線的一階導數為負的最大值時所對應的曲線上的點)，與該點對應的袖帶壓力的值v(s)即為收縮壓SBP；g)判斷舒張壓DBP和收縮壓SBP的值，兩者同時不為0時，停止采集數據，否則再判斷袖帶壓力值序列的值是否大于220，若是，則復位，重新測量，否則，返回(1)；h)脈壓PP＝收縮壓SBP-舒張壓DBP；(2)用脈搏傳感器從橈動脈實時采集脈搏波形q(n)，n為采樣點的時間序號，同時做如下處理a)將脈搏波形q(n)各點值除以最大值max(q(n))進行歸一化，得到數值序列q1(n)；b)對數值序列q1(n)求一階導數后平方，得到數值序列q2(n-1)；c)設定閾值m1＝0.0045，每三秒在q2(n-1)上查找一次大于m1的峰值點，如果存在記最后一個符合條件的點為Q；如果不存在重復c)；d)設定閾值m2＝0.1，從與Q點對應的q1(n)上的點向后查找q1(n)中大于m2的所有峰值點，并對這些峰值點進行判斷，如果相鄰兩峰值點間的間距均在80～240個點之間，記第一個峰值點為特征脈搏波起始點，繼續采集8秒后停止采集，得到最終的特征波序列Q(n)，否則返回(3)；(3)模版匹配脈搏波包括主波、重搏前波和重搏波，將特征波序列Q(n)做微分處理并進行模板匹配。有兩種脈搏波模板，第一種脈搏波模板主波和重搏波較明顯，重搏前波不明顯，見附圖1a；第二種脈搏波模板主波和重搏前波較明顯，重搏波不明顯，見附圖1b。兩種模板的微分波形見附圖2所示，第一種模板的微分波形在最大值下降到最小值過程中沒有拐點，第二種模板的微分波形在最大值下降到最小值過程中出現拐點。(4)特征點的提取脈搏波的特征點有5點，見附圖3所示，b點主動脈開放點，即射血開始點，c點主動脈壓力最高點，e點反射波重合點，f點射血停止點，是心臟收縮與舒張的分界點，g點重搏波重合點；a)查找特征波序列Q(n)微分后的波形的最大值點，從與該點對應的Q(n)上的點向后查找Q(n)上最大值點即為c點，從該點向前查找Q(n)上最小值點即為b點；b)對于與第一種模板對應的脈搏波形Q(n)，從c點往后查找距c點在(0，0.2T)內的第一個極大值點即為e點，T為該特征波的周期；對于與第二種模板對應的脈搏波形Q(n)，查找特征波序列Q(n)微分波形從最大值下降到最小值過程中出現的拐點，該拐點對應的Q(n)中的點即為e點；c)對于與第一種模板對應的脈搏波形Q(n)，從后一個脈搏波的b點往前查找距b點在(0.3T，0.55T)內的第一個極大值點即g點；對于與第二種模板對應的脈搏波形Q(n)，從后一個脈搏波的b點往前查找距b點在(0.35T，0.65T)內的第一個極大值點即g點；d)對于與第一種模板對應的脈搏波形Q(n)，從g點往前查找距b點在(0.3T，0.5T)內的第一個極小值點即f點；對于與第二種模板對應的脈搏波形Q(n)，從g點往前查找距b點在(0.36T，0.55T)內的第一個極小值點即f點；(5)心血管機能參數的計算首先計算第m個特征波的心血管機能參數<1>設特征點b(m)、c(m)、e(m)、f(m)、g(m)點對應的采樣點的時間序號分別是tb(m)、tc(m)、te(m)、tf(m)、tg(m)；特征點b(m)、c(m)、e(m)、f(m)、g(m)點對應的Q(n)上的值分別是Q(b)(m)、Q(c)(m)、Q(e)(m)、Q(f)(m)、Q(g)(m)；<2>計算增長指數AI(m)AI(m)＝[Q(e)(m)-Q(b)(m)]/[Q(c)(m)-Q(b)(m)]；<3>計算中心壓SBP2(m)，SBP2(m)＝AI(m)*PP+DBP；<4>計算脈率HR(m)HR(m)＝60/T(m)，其中T(m)是第m個特征波的周期；<5>計算收縮時間TS(m)TS(m)＝tf(m)-tb(m)；<6>用收縮壓值SBP和舒張壓值DBP標定特征脈搏波Q(n)，其中脈搏波波峰Q(c)(m)對應收縮壓SBP，脈搏波波谷Q(b)(m)對應舒張壓DBP，標定后的脈搏波序列Qq(n)；<7>計算左心負荷<8>計算心肌灌注<9>計算心臟指數Sevr(m)＝Sw(m)/Sd(m)；將q(n)中所包含的脈搏波所對應的各個參數AI(m)、SBP2(m)、HR(m)、TS(m)、Sw(m)、Sd(m)、Sevr(m)去除序列中的最大值和最小值后求平均值即得該次測量的心血管機能各參數值AI、SBP2、HR、TS、Sw、Sd、Sevr。F2009101853725C0000031.tif,F2009101853725C0000032.tif
2.根據權利要求1所述的心血管機能參數分析方法所設計的檢測裝置主要包括血壓計袖帶、脈搏夾、脈搏傳感器和脈搏采集盒及計算機，其中脈搏采集盒由包括控制芯片、分支器、氣泵、氣調節裝置、電磁閥、氣壓傳感器、驅動電路、信號調理電路、光電耦合器和直流穩壓電源在內的部分組成，其特征在于所述的脈搏夾結構為包括二個鉸接的夾鉗，一個夾鉗的前端夾合面內設置脈搏傳感器，二個夾鉗的后端之間連接有彈簧，在自然狀態下，彈簧伸展使二個夾鉗前端的夾合面對合，脈搏傳感器的信號經過脈搏信號調理電路處理后輸入控制芯片；所述的氣泵、電磁閥分別外接各自的驅動電路，各驅動電路均接入控制芯片，通過控制芯片控制電磁閥與氣泵的動作；所述的分支器具有氣室和輸氣口 ，輸氣口按其作用分為一個進氣口和三個出氣口 ；氣壓傳感器與其中一個出氣口相連通，用于測量分支器內氣流氣壓，所述的氣壓傳感器的的信號輸出接入到氣壓信號調理電路，氣壓信號調理電路與控制芯片連接；所述的氣泵的出氣口通過管道接到氣調節裝置的入氣口 ，氣調節裝置的出氣口與分支器的進氣口聯通，分支器的其中一個出氣口通過橡膠軟管與血壓計袖帶連接；所述的電磁閥通過壓力橡膠管與分支器的其中一個出氣口聯通；所述的直流穩壓電源為控制芯片、各驅動電路、氣壓信號調理電路、脈搏信號調理電路提供電源；所述的氣調節裝置的結構為包括有殼體，殼體上口覆蓋有彈性膜，殼體上口外壁上旋合有壓環，壓環內邊沿將彈性膜固定，彈性膜中央通過螺釘固定安裝有質量塊，所述的螺釘、質量塊和彈性膜組成共振機構；所述的壓環殼體中間有隔板將殼體分隔成共振腔與緩沖腔，共振腔上有入氣口 ，緩沖腔上有出氣口 ，隔板上有開孔，使得共振腔與緩沖腔聯通，所述的緩沖腔內填充有纖維。
全文摘要
本發明涉及一種基于橈動脈脈搏波的心血管機能參數檢測分析方法及裝置；檢測分析方法是一種通過分析實時采集的脈搏波序列，提取特征信息并計算心血管機能參數的分析方法，該方法中采取幅度系數法與拐點法相結合檢測分析動脈參數，檢測分析心功能參數時對與不同模板對應的脈搏波設定不同的范圍查找特征點都使該方法快速，準確；本發明提出的檢測裝置中，用脈搏夾固定脈搏傳感器，且脈搏夾的松緊由控制芯片根據脈搏信號的強弱調節，使得采集數據更加快速、準確；該檢測裝置中有一個氣調節裝置，使得能夠在充氣階段采集血壓相關數據，加快了采集數據的速度；且該裝置是由專用的電源供電，保障了用戶的人身安全。
文檔編號A61B5/0225GK101703396SQ20091018537
公開日2010年5月12日 申請日期2009年11月6日 優先權日2009年11月6日
發明者任妍妍, 占禮葵, 姚志明, 孫向陽, 孫怡寧, 張永亮, 徐強, 李雪情, 鄭瑩瑩, 陳衛, 陳炎炎, 馬祖長 申請人:中國科學院合肥物質科學研究院