一種血壓數據采集裝置及方法與流程

本發明實施例涉及醫療器械技術領域，具體涉及一種血壓數據采集裝置及方法。

背景技術：

血壓是人體一項重要的基本生理參數，能夠反應出人體心臟和血管的功能狀況。人體血壓是指血液在血管內流動時對單位面積血管壁產生的側壓力，是心室射血和外周阻力共同作用的結果。血壓分為動脈壓與靜脈壓，通常說的血壓指的是動脈壓，它和心臟功能及外周血管的狀況有緊密的聯系。血壓是血液流動的前提，正常的心臟每一次跳動都會向大動脈血管射血，再通過小動脈將血液傳送至全身，因此血壓在每個心動周期都始終處于連續的變化中。現有的血壓檢測方法可以分成有創測量法和無創測量法。動脈插管法是一種有創測量血壓的方法，但是該方法準備時間較長，并且很容易引起并發癥，所以無特殊需要我們一般不采用這種方法。而目前常用的無創血壓測量法為柯式音法和示波法，這兩種方法都不能連續的測量血壓。人體的血壓受身體狀況、環境條件以及生理韻律等諸多因素的影響，每時每刻都在發生的變化，單次或間斷性的測量血壓并不能反映人體血壓的變化規律，也會遺漏一些重要的生理信息，為了更加全面的了解人體血壓的變化情況，學者們開始探索無創連續血壓測量方法，這一方法在臨床和家庭心血管功能監護中具有極為重要的意義。

1976年，Brain Gribbin等通過實驗提出，利用脈搏波傳播速度可連續測量血壓變化，并實現了對血壓變化值的測量。King.D等證明脈搏波傳播速度與平均動脈壓具有較好的相關性，并采用脈搏波傳播速度進行了平均動脈壓的測量。這些研究表明脈搏波傳播速度可以用于連續血壓的測量。脈搏波傳導速度是指脈搏波由動脈的一特定位置沿管壁傳播至另一特定的位置的速率，由血管長度除以脈搏波傳導時間得到，實際測量中脈搏波傳導時間更容易獲得。

通常獲得脈搏波傳導時間的方法是同步采集心電信號和脈搏波信號，以心電信號的R波波峰為起點，以脈搏波特征點為終點，該段時間差為脈搏波傳導時間。但是實際上R波峰處并不是心臟開始收縮的時間，心臟開始收縮之前有一段準備的時間稱為射血前期(preejection period，PEP)，所以這段時間不能算是真正意義上的脈搏波傳導時間。射血前期可以評價心室的功能，心室射血能力越強，射血前期越短。有一些患有心血管疾病的老人，測得的脈搏波傳導時間很大，也許就是由于他們的射血前期較長引起的。R.A.Payne等人的研究也證明了上述的這個問題，由于射血前期的存在，使得基于脈搏波傳導時間測量的血壓結果是不可靠的。

技術實現要素：

由于現有的方法無法排除射血前期的影響，使得基于脈搏波傳導時間測量的血壓結果不可靠的問題，本發明實施例提出一種血壓數據采集裝置及方法。

第一方面，本發明實施例提出一種血壓數據采集裝置，包括：微處理器、脈搏波信號采集模塊、心沖擊信號采集模塊、電源管理模塊和數據存儲模塊；

所述脈搏波信號采集模塊用于采集脈搏波信號；

所述心沖擊信號采集模塊用于采集心沖擊信號；

所述數據存儲模塊用于存儲血壓數據和血壓模型；

所述電源管理模塊用于給所述微處理器供電；

所述微處理器分別與所述脈搏波信號采集模塊、所述心沖擊信號采集模塊、所述電源管理模塊和所述數據存儲模塊連接，用于根據所述脈搏波信號、所述心沖擊信號和所述血壓模型，計算得到所述血壓數據。

可選地，所述裝置還包括：血壓校準模塊；

所述血壓校準模塊與所述微處理器連接，用于首次采集血壓數據或復位時對所述血壓模型進行校準。

可選地，所述裝置還包括：藍牙傳輸模塊；

所述藍牙傳輸模塊與所述微處理器連接，用于接收上位機的血壓數據采集指令，并實時傳輸所述心沖擊信號和所述脈搏波信號至所述上位機。

可選地，所述裝置還包括：按鍵；

所述按鍵與所述微處理器連接，用于對血壓數據采集裝置進行開關及復位控制。

可選地，所述脈搏波信號采集模塊進一步包括：光電容積脈搏波傳感器和脈搏波信號調理電路；

所述光電容積脈搏波傳感器的輸出端與所述脈搏波信號調理電路的輸入端連接，用于對生理信號進行采集，得到脈搏波信號，并將所述脈搏波信號輸出至所述脈搏波信號調理電路；

所述脈搏波信號調理電路用于對所述脈搏波信號進行濾波放大并輸出至所述微處理器。

可選地，所述心沖擊信號采集模塊進一步包括：三軸加速度傳感器、前置放大電路、高通濾波器、一級放大電路、第一陷波電路、低通濾波器、二級放大電路、第二陷波電路和電平調整電路；

所述三軸加速度傳感器用于采集加速度信號，并將所述加速度信號依次通過所述前置放大電路、所述高通濾波器、所述一級放大電路、所述第一陷波電路、所述低通濾波器、所述二級放大電路、所述第二陷波電路和所述電平調整電路進行處理，得到心沖擊信號。

可選地，所述微處理器為MSP4305529控制器。

第二方面，本發明實施例還提出一種血壓數據采集方法，包括：

接收脈搏波信號采集模塊采集的脈搏波信號和心沖擊信號采集模塊采集的心沖擊信號；

根據所述脈搏波信號的特征點得到第一參考點，并根據所述心沖擊信號的J波峰位置得到第二參考點；

根據所述第一參考點和所述第二參考點，計算得到脈搏波傳導時間；

將所述脈搏波傳導時間輸入血壓模型，計算得到血壓數據。

可選地，所述接收脈搏波信號采集模塊采集的脈搏波信號和心沖擊信號采集模塊采集的心沖擊信號之前，還包括：

首次采集血壓數據或復位時對所述血壓模型進行校準。

可選地，所述將所述脈搏波傳導時間輸入血壓模型，計算得到血壓數據，具體包括：

收縮壓SBP為：

SBP＝A×PWTT+B

舒張壓DBP為：

其中，A、B、B₁和B₂均為預設常數，PWTT為所述脈搏波傳導時間；所述血壓數據包括所述收縮壓和所述舒張壓。

由上述技術方案可知，本發明實施例通過心沖擊信號代替通常采用的心電信號，消除射血前期對血壓測量結果的影響，提高了脈搏波傳導時間測量血壓的準確性；且計算簡單，運算量小，通過微處理器容易實現，進一步能夠提高計算速度。

附圖說明

為了更清楚地說明本發明實施例或現有技術中的技術方案，下面將對實施例或現有技術描述中所需要使用的附圖作簡單地介紹，顯而易見地，下面描述中的附圖僅僅是本發明的一些實施例，對于本領域普通技術人員來講，在不付出創造性勞動的前提下，還可以根據這些圖獲得其他的附圖。

圖1為本發明一實施例提供的一種血壓數據采集裝置的結構示意圖；

圖2為本發明另一實施例提供的一種血壓數據采集裝置的結構示意圖；

圖3為本發明另一實施例提供的脈搏波信號采集模塊工作的流程示意圖；

圖4為本發明另一實施例提供的心沖擊信號采集模塊工作的流程示意圖；

圖5為本發明一實施例提供的血壓數據計算過程的流程示意圖；

圖6為本發明一實施例提供的一種血壓數據采集方法的流程示意圖；

圖7為本發明一實施例提供的計算脈搏波傳導時間的原理示意圖；

圖8為本發明一實施例提供的血壓模型校準的流程示意圖。

具體實施方式

下面結合附圖，對本發明的具體實施方式作進一步描述。以下實施例僅用于更加清楚地說明本發明的技術方案，而不能以此來限制本發明的保護范圍。

圖1示出了本實施例提供的一種血壓數據采集裝置的結構示意圖，包括：微處理器101、脈搏波信號采集模塊102、心沖擊信號采集模塊103、電源管理模塊104和數據存儲模塊105；

所述脈搏波信號采集模塊102用于采集脈搏波信號；

所述心沖擊信號采集模塊103用于采集心沖擊信號；

所述數據存儲模塊105用于存儲血壓數據和血壓模型；

所述電源管理模塊104用于給所述微處理器供電；

所述微處理器101分別與所述脈搏波信號采集模塊102、所述心沖擊信號采集模塊103、所述電源管理模塊104和所述數據存儲模塊105連接，用于根據所述脈搏波信號、所述心沖擊信號和所述血壓模型，計算得到所述血壓數據。

具體地，所述微處理器101通過控制線分別與所述脈搏波信號采集模塊102、所述心沖擊信號采集模塊103、所述電源管理模塊104和所述數據存儲模塊105連接。

本實施例提供的血壓數據采集裝置體積小，成本低，適合長時間佩戴并連續的無創測量血壓。

本實施例通過心沖擊信號代替通常采用的心電信號，消除射血前期對血壓測量結果的影響，提高了脈搏波傳導時間測量血壓的準確性；且計算簡單，運算量小，通過微處理器容易實現，進一步能夠提高計算速度。

進一步地，在上述裝置實施例的基礎上，如圖2所示，所述裝置還包括：血壓校準模塊106；

所述血壓校準模塊106與所述微處理器101連接，用于首次采集血壓數據或復位時對所述血壓模型進行校準。

具體地，所述血壓校準模塊106工作時，需要一個標準血壓計，用于為血壓數據采集裝置提供血壓校準參數。第一次使用血壓數據采集裝置時，通過藍牙將設備與上位機軟件連接，軟件自動提示“第一次使用需要校準血壓”，從軟件中輸入標準血壓計提供的校準參數，經微處理器處理得到血壓測量公式中的固定參數。

進一步地，在上述裝置實施例的基礎上，如圖2所示，所述裝置還包括：藍牙傳輸模塊107；

所述藍牙傳輸模塊107與所述微處理器101連接，用于接收上位機的血壓數據采集指令，并實時傳輸所述心沖擊信號和所述脈搏波信號至所述上位機。

具體地，血壓數據采集裝置可以通過藍牙傳輸模塊107與上位機軟件連接，從而實現設備的測量和顯示功能。藍牙傳輸模塊107可實現藍牙4.0實時傳輸采集的心沖擊信號和指端容積脈搏波信號到上位機，接收端上位機為計算機或手機，可實現由計算機或手機控制進行信號采集與傳輸。

進一步地，在上述裝置實施例的基礎上，如圖2所示，所述裝置還包括：按鍵108；

所述按鍵108與所述微處理器101連接，用于對血壓數據采集裝置進行開關及復位控制。

具體地，所述按鍵108包括：開/關機鍵，用于啟動和停止設備；復位鍵，用于還原設備，按下復位鍵后再次使用設備需要重新校準。

本實施例提供的血壓數據采集裝置相對現有的基于心電信號和脈搏波信號測量血壓技術，利用心沖擊信號代替心電信號，消除射血前期對血壓測量結果的影響，在保存上述方法無創、連續測量血壓優點的前提下，提高了脈搏波傳導時間測量血壓的準確性。并且本血壓測量方法計算簡單運算量小，在微處理器的容易實現，計算速度較快。

進一步地，在上述裝置實施例的基礎上，所述脈搏波信號采集模塊102進一步包括：光電容積脈搏波傳感器和脈搏波信號調理電路；

所述光電容積脈搏波傳感器的輸出端與所述脈搏波信號調理電路的輸入端連接，用于對生理信號進行采集，得到脈搏波信號，并將所述脈搏波信號輸出至所述脈搏波信號調理電路；

所述脈搏波信號調理電路用于對所述脈搏波信號進行濾波放大并輸出至所述微處理器。

具體地，如圖3為脈搏波信號采集模塊的工作流程，脈搏波信號采集模塊由光電容積脈搏波傳感器以及脈搏波信號調理電路組成。光電容積脈搏波傳感器的輸出端與脈搏波信號調理電路的輸入端相連，脈搏波信號調理電路采用生物電放大器提高共模抑制比，對生理信號進行采集，從調理電路的輸出端輸出濾波放大后的脈搏波信號(PPG信號)。

進一步地，在上述裝置實施例的基礎上，所述心沖擊信號采集模塊103進一步包括：三軸加速度傳感器、前置放大電路、高通濾波器、一級放大電路、第一陷波電路、低通濾波器、二級放大電路、第二陷波電路和電平調整電路；

所述三軸加速度傳感器用于采集加速度信號，并將所述加速度信號依次通過所述前置放大電路、所述高通濾波器、所述一級放大電路、所述第一陷波電路、所述低通濾波器、所述二級放大電路、所述第二陷波電路和所述電平調整電路進行處理，得到心沖擊信號。

具體地，如圖4為心沖擊信號采集模塊的工作流程，心沖擊信號采集模塊由三軸加速度傳感器，前置放大電路，高通濾波器，一級放大電路，50Hz陷波電路，低通濾波器，二級放大電路和電平調整電路組成。其中，所述第一陷波電路和所述第二陷波電路均為50Hz陷波電路。可以將血壓數據采集裝置通過一次性電極貼貼在心臟處，心沖擊信號主要采集的是三軸加速度傳感器Y軸(主軸)上的加速度信號。

進一步地，在上述裝置實施例的基礎上，所述微處理器101為MSP4305529控制器。

本裝置整體的血壓測量流程如圖5所示，設備佩戴好后，首先按開啟/停止鍵啟動設備；上位機通過藍牙連接設備(提示上位機開啟藍牙)；識別是否是第一次測量，如果是側進行血壓模型校準，如果否則識別是否按下了復位鍵，如果按下復位鍵則進行血壓模型校準，如果沒有按下，則開始進入測量程序；進入測量程序后，采集脈搏波信號和心沖擊信號；對信號進行預處理；提取心沖擊信號的J波波峰和脈搏波信號主波一階微分最大值點；以J波波峰和脈搏波特征點的時間來計算脈搏波傳導時間PWTT；通過校準的血壓模型計算收縮壓和舒張壓；判斷測量程序是否結束，結束則退出程序，沒有結束則接續連續的測量血壓。

本實施例提供的血壓數據采集裝置設備體積小，成本低，經過血壓校準之后可以精確地連續測量血壓，并且本裝置所用的血壓測量方法簡單，計算量小，計算速度快。此外，該設備有藍牙通信功能，可將分析結果通過藍牙發送至計算機與移動設備。用戶使用更加方便，更簡單，可用于家庭心血管疾病預防和監測。

圖6示出了本實施例提供的一種血壓數據采集方法的流程示意圖，包括：

S601、接收脈搏波信號采集模塊采集的脈搏波信號和心沖擊信號采集模塊采集的心沖擊信號；

S602、根據所述脈搏波信號的特征點得到第一參考點，并根據所述心沖擊信號的J波峰位置得到第二參考點；

S603、根據所述第一參考點和所述第二參考點，計算得到脈搏波傳導時間；

具體地，所述脈搏波傳導時間為以心沖擊信號J波波峰為起點，以脈搏波主波一階微分最大值點為終點的時間差，如圖7所示。

S604、將所述脈搏波傳導時間輸入血壓模型，計算得到血壓數據。

具體地，為了消除射血前期引起的血壓測量不準確，本實施例利用心沖擊信號代替通常采用的心電信號，以心沖擊信號的J波波峰為起點，以脈搏波信號主波波峰一階微分最大值點為終點的時間差視為提取的脈搏波傳導時間，這樣就除去了脈搏波傳導時間中的血壓干擾因素，可以提高無創連續血壓測量的準確性。

本實施例通過心沖擊信號代替通常采用的心電信號，消除射血前期對血壓測量結果的影響，提高了脈搏波傳導時間測量血壓的準確性；且計算簡單，運算量小，通過微處理器容易實現，進一步能夠提高計算速度。

進一步地，在上述方法實施例的基礎上，S601之前，還包括：

S600、首次采集血壓數據或復位時對所述血壓模型進行校準。

具體地，在首次測量時需要進行血壓計算公式參數的校準。要通過血壓校準模塊確定血壓計算公式中的待定參數。參數確定以后，就可以進行連續無創的血壓測量了。只有在第一次測量時需要進行校準，血壓數據采集裝置會記住已經確定的血壓計算公式，后續測量中不需要在進行校準。考慮到用戶測量的需要，或者會有不同用戶使用本血壓數據采集裝置的情況，血壓數據采集裝置設置復位鍵，按下復位鍵后，再進行血壓測量時會提示需要進行血壓校準。

進行血壓校準的方法如圖8所示：當用戶第一次使用血壓數據采集裝置，或按下復位鍵再次使用血壓數據采集裝置時，血壓數據采集裝置與上位機軟件連接后會提示“第一次使用需要校準血壓”，隨后微處理器會進入血壓校準程序，這時，血壓數據采集裝置會同步采集用戶指端光電容積脈搏波信號和心沖擊信號，同時需要利用一個標準血壓計測量用戶此時的標準血壓作為校準參數，并將該校準參數輸入到上位機軟件中，微處理器會計算出脈搏波信號和心沖擊信號的特征參數，并結合測量得到的校準參數通過回歸分析計算出血壓模型的固定參數值，得到血壓計算的具體表達式。血壓校準完成后，就可以進行正常的血壓測量了。

進一步地，在上述方法實施例的基礎上，S604具體包括：

收縮壓SBP為：

SBP＝A×PWTT+B (1)

其中，A、B、B₁和B₂均為預設常數，PWTT為所述脈搏波傳導時間；所述血壓數據包括所述收縮壓和所述舒張壓。

其中，A、B可以通過血壓校準時測得的SBP和PWTT回歸計算得到。收縮壓的公式利用平均壓(MAP)與脈搏波傳導時間(PWTT)進行線性回歸獲得，首先計算平均壓：

MAP＝(2×DBP+SBP)÷3 (2)

MAP與PWTT的線性模型為：

MAP＝B₁+B₂×PWTT (3)

其中B₁和B₂為常數，再由MAP與DBP的關系，將公式(1)和公式(2)代入公式(3)推出收縮壓的計算公式(4)。

舒張壓DBP為：

本實施例基于動脈收縮壓與動脈脈搏波傳導時間變化成正比的原理，利用測得血壓和脈搏波傳導時間做線性回歸得到。收縮壓計算方法通過研究MAP與PWTT的線性關系，發現二者高度相關，從將二者做線性回歸，在由MAP與DBP的關系推算得出收縮壓(SBP)的計算公式。

通過以上的實施方式的描述，本領域的技術人員可以清楚地了解到各實施方式可借助軟件加必需的通用硬件平臺的方式來實現，當然也可以通過硬件。基于這樣的理解，上述技術方案本質上或者說對現有技術做出貢獻的部分可以以軟件產品的形式體現出來，該計算機軟件產品可以存儲在計算機可讀存儲介質中，如ROM/RAM、磁碟、光盤等，包括若干指令用以使得一臺計算機設備(可以是個人計算機，服務器，或者網絡設備等)執行各個實施例或者實施例的某些部分所述的方法。

應說明的是：以上實施例僅用以說明本發明的技術方案，而非對其限制；盡管參照前述實施例對本發明進行了詳細的說明，本領域的普通技術人員應當理解：其依然可以對前述各實施例所記載的技術方案進行修改，或者對其中部分技術特征進行等同替換；而這些修改或者替換，并不使相應技術方案的本質脫離本發明各實施例技術方案的精神和范圍。