專利名稱：一種連續(xù)測量血壓的方法和裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬一種人體動(dòng)脈血壓的測量方法及裝置，特別是對人體進(jìn)行無創(chuàng)連續(xù)血壓測量的方法及裝置。
背景技術(shù)：
血壓測量方法一般可以分為兩大類有創(chuàng)測量和無創(chuàng)測量，無創(chuàng)法可分成兩類間歇式和連續(xù)式。間歇式測得的是在某特定測量時(shí)刻的血壓值。由于每次心跳及每跳中每一時(shí)間點(diǎn)血液對動(dòng)脈管壁的壓力均在變動(dòng)中，此方法測出的收縮壓和舒張壓不一定是被測者有代表性的血壓，且不是同一次心臟搏動(dòng)中的數(shù)值。連續(xù)式可以無間歇地測量血壓，它可以提供每搏血壓或連續(xù)的動(dòng)脈壓力波形。連續(xù)式無創(chuàng)血壓測量方法有張力法、恒定容積法、脈搏波速法、多參數(shù)回歸分析法，其中脈搏波速法(脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間法)最具實(shí)用性。
早在1922年，即有人發(fā)現(xiàn)脈搏波傳導(dǎo)速度(PWTV)或傳導(dǎo)時(shí)間(PWTT)與動(dòng)脈血壓有關(guān)，也與血管容積和血管壁彈性量有關(guān)；1957年，又有人提出在一定范圍內(nèi)，PWTT和動(dòng)脈血壓BP之間呈線性關(guān)系，而且這種關(guān)系在某一個(gè)體身上，在一段時(shí)期內(nèi)是相對穩(wěn)定的?，F(xiàn)在醫(yī)學(xué)上已證明在一定條件下，脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓之間的變化關(guān)系是生理學(xué)上明確的現(xiàn)象，在個(gè)體化校正的前提下，可以通過脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的測量來表征血壓變化。
運(yùn)用上述方法時(shí)，人們根據(jù)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT與動(dòng)脈血壓BP之間呈現(xiàn)的線性關(guān)系，為被測者建立下述PWTT與逐拍動(dòng)脈血壓BP之間的回歸方程BP＝a+b*PWTT……(A)其中BP為動(dòng)脈血壓，PWTT為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，a為截距，b為待定的回歸系數(shù)，a、b的大小是因人而異的，但同一個(gè)體在短時(shí)間內(nèi)，數(shù)值是確定的，這樣只要通過個(gè)體化校正技術(shù)對每個(gè)個(gè)體確定了其個(gè)體化的回歸系數(shù)b和a，即可根據(jù)上述方程(A)，利用脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT(也可利用脈搏波傳導(dǎo)速度PWTV)的連續(xù)測定來估算每一個(gè)體連續(xù)的動(dòng)脈血壓BP。
由于PWTT的測量比較方便而且其與血壓之間的變化關(guān)系也明確，所以采用PWTT測量血壓變化的方法目前得到廣泛地采用，因而成為無創(chuàng)連續(xù)監(jiān)測血壓變化的強(qiáng)有力手段。
實(shí)施上述PWTT血壓連續(xù)測量方法時(shí)，對于回歸系數(shù)a和b的確定，目前已有多種個(gè)體化校正確定方法；對于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT的獲取，現(xiàn)在普遍采用以心電圖的R波峰值到在外周動(dòng)脈處測得的同周期的脈搏波的起點(diǎn)u的時(shí)間作為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，這被稱為R波脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間RWPWTT(參見圖1)；由于心電圖R波的峰值本身不能代表心臟射血的時(shí)刻，所以用上述方法獲取的R波脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間RWPWTT也就不能真正代表脈搏波從心臟傳播到外周動(dòng)脈處的時(shí)間，實(shí)際上，上述R波脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間RWPWTT還包含了心臟收縮始期RWPIT和等容收縮期ICT(參見圖2)，如果這兩種成分是常量，那么他們不會(huì)對最終結(jié)果產(chǎn)生影響，但是如果是變量，則他們必然會(huì)影響脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間RWPWTT對血壓變化的準(zhǔn)確表征。經(jīng)本申請人研究發(fā)現(xiàn)上述RWPWTT時(shí)間組成中的R波心臟收縮始期(RWPIT)與等容收縮期(ICT)在不同條件下存在變異性，這勢必造成用R波脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測量血壓方法的不準(zhǔn)確性。
特別是若采用上述方法的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間RWPWTT表征頭部血壓，由于胸-頭距離短，傳導(dǎo)時(shí)間短，更會(huì)影響其準(zhǔn)確性，頭部血壓變化既反映了腦部供血情況，也體現(xiàn)出頭部血壓變化時(shí)心臟自主神經(jīng)的調(diào)節(jié)，頭部血壓變化的連續(xù)監(jiān)測在航空、航天等軍事應(yīng)用領(lǐng)域和臨床工作中具有重要意義，而現(xiàn)有的R波脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間RWPWTT測量血壓的方法因其不準(zhǔn)確性而無法用于頭部血壓變化的連續(xù)監(jiān)測。
此外心臟功能與血壓變化密切相關(guān)，在連續(xù)測量血壓的同時(shí)，同步獲取相關(guān)的動(dòng)態(tài)心臟生理參數(shù)，對于進(jìn)一步準(zhǔn)確分析血壓變化原因等研究有著重要的實(shí)際意義。
發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是提供一種不僅操作方便、而且能夠提高測量準(zhǔn)確性的連續(xù)測量血壓的方法及裝置。
本發(fā)明進(jìn)一步要解決的技術(shù)問題是提供一種可以同時(shí)獲取與血壓相關(guān)的動(dòng)態(tài)心臟生理參數(shù)的連續(xù)測量血壓的方法及裝置。
解決上述技術(shù)問題的連續(xù)測量血壓的方法包含下述內(nèi)容—為被測者建立脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與逐拍動(dòng)脈血壓之間的回歸方程BP＝a+b*PWTT式中BP為動(dòng)脈血壓，PWTT為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，a為截距，b為回歸系數(shù)；—用個(gè)體化校正技術(shù)確定被測者的a和回歸系數(shù)b；—連續(xù)獲取被測者的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT，用方程BP＝a+b*PWTT表征被測者的逐拍動(dòng)脈血壓；其特征在于，所述獲取被測者脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT的方法是—同步采集人體的脈搏波、心電、心音信號，形成同步的脈搏波、心電和心音圖；—通過上述三種信號圖，在同一心動(dòng)周期中，以第二心音S2的第二成分主動(dòng)脈瓣關(guān)閉成分A2點(diǎn)作起點(diǎn)，以脈搏波降支Au’的切跡In出現(xiàn)的時(shí)刻作終點(diǎn)，計(jì)算二者的時(shí)間差為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。
解決上述技術(shù)問題的連續(xù)測量血壓的裝置為設(shè)有心電傳感器、脈搏波傳感器，所述的心電傳感器和脈搏波傳感器分別通過調(diào)理電路與設(shè)有顯示屏的計(jì)算機(jī)數(shù)據(jù)處理器輸入端連接，其特征在于還設(shè)有心音傳感器，心音傳感器通過調(diào)理電路與所述的計(jì)算機(jī)數(shù)據(jù)處理器輸入端連接。。
本發(fā)明進(jìn)一步方案連續(xù)測量血壓的方法至少包含下述兩部分內(nèi)容之一—在同一心動(dòng)周期中，獲取R波到第一心音S1的二尖瓣關(guān)閉成分M1(第一個(gè)高振幅、高頻成分)的時(shí)間為心臟收縮始期(RWPIT)；—在同一心動(dòng)周期中，用第一心音S1的二尖瓣關(guān)閉成分M1到第二心音S2的第二成分主動(dòng)脈瓣關(guān)閉成分A2的時(shí)間，減去左室射血時(shí)間LVET獲取的心臟等容收縮期ICT；所述左室射血時(shí)間LVET是指左心室開始射血(主動(dòng)脈瓣開放)到射血結(jié)束(主動(dòng)脈瓣關(guān)閉)的時(shí)間，具體方法是取脈搏波起點(diǎn)U至切跡點(diǎn)In出現(xiàn)時(shí)刻之間的間距。
在每一心動(dòng)周期中，隨著心肌的收縮和舒張、瓣膜的開啟和關(guān)閉、血液渦流的產(chǎn)生和傳遞，可在心動(dòng)周期中的某些特定時(shí)刻，應(yīng)用聽診器放在胸壁某些聽診部位，可以獲得心臟的正常或異常聲音。如果應(yīng)用傳感器將這些機(jī)械振動(dòng)轉(zhuǎn)變?yōu)殡娏餍盘?，?jīng)放大后記錄的曲線，稱為心音圖(phonocardiogram，PCG)。
參見圖3，每一心動(dòng)周期中應(yīng)當(dāng)出現(xiàn)四個(gè)心音，第一、二、三、四心音分別表示為S1、S2、S3、S4；第一心音S1的二尖瓣成分表示為M1(表示左房室瓣關(guān)閉)；第一心音S1的三尖瓣成分表示為T1；第二心音S2的主動(dòng)脈瓣關(guān)閉成分表示為A2；第二心音S2的肺動(dòng)脈瓣成分表示為P2。
用脈搏描記儀可以記錄淺表動(dòng)脈脈搏的波形，這種記錄圖形稱為脈搏圖，參見圖4u稱為脈搏波起點(diǎn)，A為主波，B為潮波(重搏波前波)，C為重搏波波峰，D為重搏波波谷，u’稱為下一個(gè)脈搏波起點(diǎn)。uA為上升支，Au’為下降支，T為心動(dòng)周期。
上升支(uA)在心室快速射血期，動(dòng)脈血壓迅速上升，管壁被擴(kuò)張，形成脈搏波形中的上升支。上升支的斜率和幅度受射血速度、心輸出量以及射血所遇的阻力的影響。
下降支(Au’)心室射血的后期，射血速度減慢，降支表示心臟射血進(jìn)入緩慢射血期，此時(shí)因進(jìn)入人動(dòng)脈內(nèi)血量少于向外周流去的血量，所以動(dòng)脈壓力降低，血管口徑回縮形成降支的前段。降支中出現(xiàn)一個(gè)向上的波動(dòng)為正波，叫做重搏波。重搏波之前的一個(gè)小的向下的波叫負(fù)波，或者叫做波谷、切跡或降中峽(Incisura)，常用In表示。負(fù)波的產(chǎn)生是由于心室開始舒張，心室內(nèi)壓力迅速下降到低于主動(dòng)脈內(nèi)壓力，血液向主動(dòng)脈瓣方向回流所引起的。重搏波是由于主動(dòng)脈瓣突然關(guān)閉，血液向瓣膜沖擊，引起一個(gè)反沖使動(dòng)脈系統(tǒng)內(nèi)壓力又輕度升高而形成的。與此相對應(yīng)的第二心音S2的第二成分主動(dòng)脈瓣關(guān)閉成分A2也是由于心室舒張，室內(nèi)壓突然下降，主動(dòng)脈內(nèi)血液反流引起主動(dòng)脈瓣的關(guān)閉而產(chǎn)生的“關(guān)閉音”。
由于脈搏波降支中的切跡In和心音圖中第二心音S2的第二成分A2都表示了主動(dòng)脈瓣關(guān)閉的時(shí)刻。在外周動(dòng)脈獲得的脈搏波降支中的切跡In的出現(xiàn)時(shí)刻要比心音圖中第二心音S2的第二成分A2出現(xiàn)的時(shí)刻有所延遲，延遲的時(shí)間就是主動(dòng)脈瓣突然關(guān)閉血液向瓣膜沖擊而形成的重搏波在血管內(nèi)傳播的時(shí)間。而心音和脈搏波的波形形狀對于同一被試者在短期內(nèi)是不會(huì)發(fā)生變化的，所以重搏波在血管內(nèi)傳播的時(shí)間就是脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。
圖5是本發(fā)明以第二心音S2的第二成分(主動(dòng)脈瓣關(guān)閉成分)A2計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的示意圖。
本發(fā)明進(jìn)一步方案所獲得的心臟收縮始期(RWPIT)生理參數(shù)，一般指左心室開始收縮，使得左心室內(nèi)壓力上升導(dǎo)致二尖瓣關(guān)閉的時(shí)間。以前通常是采用心尖搏動(dòng)圖ACG的C點(diǎn)代表左心室收縮開始，而以第一心音S1的第一個(gè)高振幅、高頻成分M1作為二尖瓣關(guān)閉的標(biāo)志。
參見圖6，心尖搏動(dòng)圖ACG包括四個(gè)波和五個(gè)特征點(diǎn)，其中C點(diǎn)是心房收縮波結(jié)束(心房收縮完畢)，心室收縮波開始急劇上升之點(diǎn)，又稱心室收縮起點(diǎn)，大體與心電圖ECG的R波頂峰時(shí)間一致。。
由于心尖搏動(dòng)圖ACG的記錄在臨床實(shí)際應(yīng)用中非常容易受到體位姿態(tài)和呼吸影響而記錄不到正確的ACG波形，所以C點(diǎn)的識(shí)別就十分困難。根據(jù)心尖搏動(dòng)圖ACG關(guān)于其特征點(diǎn)的定義和特性的描寫，C點(diǎn)與心電圖的R波位置是一致的，而且RWPWTT中包括的就是R波到第一心音S1的二尖瓣成分(第一個(gè)高振幅、高頻成分)M1的時(shí)間，所以本發(fā)明進(jìn)一步方案連續(xù)測量血壓的方法中采用R波到第一心音S1的二尖瓣成分M1的時(shí)間作為心臟收縮始期，記做RWPIT。本方法更加簡單易行，易于操作。
本發(fā)明進(jìn)一步方案所獲得的另一心臟生理參數(shù)等容收縮期是心動(dòng)周期中十分重要的一個(gè)時(shí)相。它是指在心臟收縮始期以后，二尖瓣關(guān)閉到主動(dòng)脈瓣打開的時(shí)間。在二尖瓣關(guān)閉而主動(dòng)脈瓣尚未打開以前，心室肌收縮，但是血液是不能被壓縮的，所以左心室容積不變而是壓力迅速升高。當(dāng)心室內(nèi)壓力超過主動(dòng)脈內(nèi)血液壓力時(shí)，主動(dòng)脈瓣打開，血液射出，等容收縮期結(jié)束。
本發(fā)明進(jìn)一步方案的方法借助脈搏波起點(diǎn)U和切跡點(diǎn)In進(jìn)行取值。由于脈搏波傳導(dǎo)需要一定時(shí)間，所以脈搏波的起點(diǎn)U和切跡點(diǎn)In出現(xiàn)的時(shí)刻要晚于主動(dòng)脈瓣開放和主動(dòng)脈瓣關(guān)閉的時(shí)刻。但是U-In的時(shí)間間距與創(chuàng)傷性方法測量的左心室射血時(shí)間LVET是相等的。所以可以采用U-In的時(shí)間間距代替LVET，該方法簡單易行，具有無創(chuàng)性。
本發(fā)明連續(xù)測量血壓的方法和裝置具有下述優(yōu)點(diǎn)1、原有R波脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間RWPWTT包含了心臟收縮始期RWPIT和等容收縮期ICT，根據(jù)本申請人研究，證實(shí)了心臟收縮始期RWPIT與RWPWTT的同向變化關(guān)系及對RWPWTT商值的高估作用，以及等容收縮期ICT與RWPWTT的反向變化關(guān)系及對RWPWTT的低估作用，因此本發(fā)明方法提出了準(zhǔn)確獲取脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的方法，排除了心臟收縮始期RWPIT和等容收縮期ICT對脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的正向和反向干擾，提高了連續(xù)測量血壓的準(zhǔn)確性；2、本發(fā)明方法中獲取心音信號的過程與獲取心電圖信號同樣方便，所以易于操作；3、由于本發(fā)明方法消除了原有R波脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測量方法中心臟收縮始期RWPIT和等容收縮期ICT的干擾影響，提高了測量的準(zhǔn)確性，所以可以用于連續(xù)測量頭部血壓，解決了原有方法因胸-頭距離短、傳導(dǎo)時(shí)間短，不能用于頭部血壓測量的難題。
4、能夠在同一套裝置上，在利用心電圖的R波、心音圖和脈搏波三種信號之間的時(shí)相關(guān)系連續(xù)測量血壓的同時(shí)，同步獲取其它與血壓密切相關(guān)的心臟生理參數(shù)，為進(jìn)一步利用這些參數(shù)對血壓變化與心臟生理功能之間關(guān)系的分析和研究提供了便利；5、本發(fā)明進(jìn)一步方案所能獲取的心臟收縮始期數(shù)值不僅能夠?yàn)檫M(jìn)一步分析研究血壓與心臟生理功能之間的關(guān)系提供便利，而且還可以作為評價(jià)心臟前負(fù)荷的指標(biāo)，從而為采用心臟收縮始期數(shù)值評價(jià)心臟前負(fù)荷指標(biāo)提供了一種無創(chuàng)測量方法；
6、本發(fā)明進(jìn)一步方案所能獲取的等容收縮期數(shù)值不僅能夠?yàn)檫M(jìn)一步分析研究血壓與心臟生理功能之間的關(guān)系提供便利，而且還可以作為評價(jià)心臟后負(fù)荷的指標(biāo)，從而為采用等容收縮期數(shù)值評價(jià)心臟后負(fù)荷提供了一種無創(chuàng)測量方法。
圖1、現(xiàn)有技術(shù)用心電圖R波計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間算法示意2、用現(xiàn)有技術(shù)獲取的R波脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間RWPWTT的不同部分組成示意3、心音圖的四個(gè)組成成分4、脈搏波波形和特征點(diǎn)示意5、本發(fā)明方法以第二心音的第二成分A2計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間示意6、心尖搏動(dòng)7、實(shí)施本發(fā)明方法實(shí)施例的軟件流程8、本發(fā)明裝置方框原理圖具體實(shí)施方案本例是用于對人體頭部血壓進(jìn)行連續(xù)測量的方法和裝置。
先為被測者建立脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與逐拍動(dòng)脈血壓之間的回歸方程BP＝a+b*PWTT式中BP為動(dòng)脈血壓，PWTT為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，a為截距，b為回歸系數(shù)；用個(gè)體化校正技術(shù)確定被測者的a和回歸系數(shù)b；然后連續(xù)獲取被測者的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT，用方程BP＝a+b*PWTT表征被測者的逐拍動(dòng)脈血壓。
獲取脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT的方法是將心電傳感器和心音傳感器附著在被測者體表，將脈搏波傳感器固定在被測者頭部，傳感信號經(jīng)信號調(diào)理后輸入到計(jì)算機(jī)，計(jì)算機(jī)系統(tǒng)的軟件包括兩大部分?jǐn)?shù)據(jù)實(shí)時(shí)顯示記錄和數(shù)據(jù)的分析計(jì)算，數(shù)據(jù)實(shí)時(shí)顯示記錄是采用Visual C++編寫，用以接收來自于采集電路的傳感采樣數(shù)據(jù)，并實(shí)時(shí)顯示，然后將原始數(shù)據(jù)和部分關(guān)鍵中間結(jié)果記錄在磁盤文件中；數(shù)據(jù)分析軟件采用Matlab 6.5編程實(shí)現(xiàn)，該軟件具有強(qiáng)大的計(jì)算能力，通過編程可以使其同樣具有與其它高級編程語言同樣的界面交互能力，經(jīng)過Matlab編程實(shí)現(xiàn)的數(shù)據(jù)分析軟件將記錄的數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，提取有關(guān)波形的特征點(diǎn)，并計(jì)算出相應(yīng)指標(biāo)和繪制圖形。
根據(jù)計(jì)算機(jī)輸出的同一時(shí)序的心電圖、心音圖、脈搏波圖，本例以第二心音的第二成分(主動(dòng)脈瓣關(guān)閉成分)A2計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。即以第二心音的第二成分A2做起點(diǎn)，脈搏波降支AO’上切跡In出現(xiàn)的時(shí)刻為終點(diǎn)，計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間A2PWTTA2PWTT＝In-A2上述算法需要確定兩個(gè)特征點(diǎn)A2和In。
判定A2特征點(diǎn)的原則是一、確定心電圖的R波位置，1-1、計(jì)算心電信號的五點(diǎn)一階微分diffECG，并在其中尋找第一個(gè)最大負(fù)微分值出現(xiàn)的位置dPeakECG，該值的位置一般位于R波的下降或上升支上，并以該最大負(fù)微分值dECG為R波微分特征閾值；1-2、根據(jù)心電圖QRS波的時(shí)間跨度為60-110ms，在dPeakECG左右各40ms的范圍內(nèi)，在原始心電信號中尋找最大峰值點(diǎn)出現(xiàn)的位置RECG，即為R波的位置；1-3、以1-1和1-2步驟重復(fù)尋找下一個(gè)R波，并計(jì)算RR間期RRtime。將RRtime作為RR間期匹配模板值；1-4、以R波微分特征閾值和RR間期匹配模板值為參考，從第二個(gè)R波的位置開始越過比RR間期匹配模板值略微短的時(shí)間長度(根據(jù)相鄰RR間期變化最大不會(huì)超過100ms，確定略微縮短100ms)，尋找一定范圍內(nèi)微分值與R波微分特征閾值相差小于20％的點(diǎn)作為新的R波的負(fù)微分值dECGtemp。并在此點(diǎn)左右各40ms的范圍內(nèi)，在原始心電信號中尋找最大峰值點(diǎn)出現(xiàn)的位置RECG，即為R波的位置；1-5、更新RR間期匹配模板值，以R波的位置為基準(zhǔn)求取該QRS波中的最大負(fù)微分值dECG，并以此值更新R波微分特征閾值；
1-6、循環(huán)執(zhí)行1-4和1-5步驟，計(jì)算得到所有的R波位置數(shù)據(jù)；二、根據(jù)心音理論，第二心音中最早出現(xiàn)的高頻率、高振幅波為主動(dòng)脈瓣關(guān)閉成分，對心音信號進(jìn)行處理后，求取第二心音中最早出現(xiàn)的高頻率、高振幅波的峰值位置作為A2。
2-1、第一和第二心音肯定出現(xiàn)在R波之后，所以根據(jù)R波的位置，將其后的時(shí)間跨度為RR間期匹配模板值的數(shù)據(jù)求均值；2-2、以均值為零點(diǎn)，將心音信號求絕對值，必然會(huì)在R波以后和RR間期匹配模板值以內(nèi)出現(xiàn)兩個(gè)較大的包絡(luò)，即第一和第二心音包絡(luò)；2-3、對絕對值信號做歸一化處理，并以50％為閾值，大于該閾值的包絡(luò)就只有第一和第二心音；2-4、對2-3步驟得到的信號進(jìn)行平滑處理，并以平滑以后的信號的50％為閾值，大于該閾值為1，小于為0，將得到一個(gè)只有兩個(gè)正脈沖的數(shù)字信號，第二個(gè)脈沖的上升沿就是第二心音出現(xiàn)的粗略時(shí)刻，記錄該位置為PCG2。
2-5、由于整個(gè)第二心音持續(xù)的時(shí)間為70-80ms，所以從PCG2位置左右各50ms的范圍內(nèi)計(jì)算五點(diǎn)一階微分，由于A2為高頻高振幅信號，所以該信號的一階微分值必然大于前面的低頻低振幅的第一成分信號，而且是突然變化，效仿2-2步驟計(jì)算微分結(jié)果的包絡(luò)，記錄包絡(luò)信號大于基線均值的第一個(gè)點(diǎn)為BeginA2；2-6、計(jì)算BeginA2以后微分值方向改變的點(diǎn)作為EndA2；2-7、在BeginA2和EndA2之間尋找最大或最小值點(diǎn)作為A2；In的判定原則由于外周脈搏波切跡出現(xiàn)肯定會(huì)晚于A2的出現(xiàn)，所以可以通過A2作為判斷的起點(diǎn)；對脈搏波上對應(yīng)A2時(shí)刻的時(shí)刻作為計(jì)算起點(diǎn)，向后300ms以內(nèi)做五點(diǎn)一階微分(以該算法計(jì)算的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間不大于300ms)，由于切跡點(diǎn)對應(yīng)的是脈搏波上的波谷點(diǎn)，那么也就是微分方向從負(fù)變正的點(diǎn)，以該點(diǎn)作為In。
圖7為實(shí)施上述方法的計(jì)算機(jī)軟件流程圖。
按上述規(guī)則計(jì)算的特征點(diǎn)一般來說是準(zhǔn)確的，可以正確處理數(shù)據(jù)文件。但當(dāng)出現(xiàn)因被試者之間的個(gè)體差異比較嚴(yán)重，信號受到干擾造成波形改變而影響算法識(shí)別的情況時(shí)，需要在特征點(diǎn)識(shí)別上增加人工干預(yù)修正的環(huán)節(jié)。
本例利用心電、心音、脈搏波圖連續(xù)測量頭部血壓時(shí)，還同步獲取了被測者的心臟收縮始期和等容收縮期數(shù)值，方法是在同一心動(dòng)周期中，獲取R波到第一心音S1的二尖瓣關(guān)閉成分M1(第一個(gè)高振幅、高頻成分)的時(shí)間為心臟收縮始期RWPIT；在同一心動(dòng)周期中，用第一心音S1的二尖瓣關(guān)閉成分M1到第二心音S2的第二成分主動(dòng)脈瓣關(guān)閉成分A2的時(shí)間，減去左室射血時(shí)間LVET獲取心臟等容收縮期ICT；所述左室射血時(shí)間LVET是指左心室開始射血(主動(dòng)脈瓣開放)到射血結(jié)束(主動(dòng)脈瓣關(guān)閉)的時(shí)間，具體是取脈搏波起點(diǎn)O至切跡點(diǎn)In出現(xiàn)時(shí)刻之間的間距。
實(shí)施上述方法采用的裝置為脈搏波傳感器是氣囊型脈搏波傳感器，其結(jié)構(gòu)是將壓力傳感器固定于裝在平板基座上的電路板上，平板基座與氣囊固定連接，壓力傳感器管腳引線從側(cè)部引出，基座中部留有通氣孔，以保證內(nèi)外氣體壓力平衡。
壓力傳感器采用美國SMI公司開發(fā)的硅微結(jié)構(gòu)壓阻式傳感器5350-008，滿量程為0.8psi(5kPa，40mmHg)。其基片可直接作為測量傳感元件，擴(kuò)散電阻在基片內(nèi)接成電橋形式。當(dāng)基片受到外力作用而產(chǎn)生形變時(shí)，各電阻值將發(fā)生變化，電橋就會(huì)產(chǎn)生相應(yīng)的不平衡輸出。使用時(shí)，用彈性帶將傳感器固定在動(dòng)脈上，不能固定太緊，以免影響脈搏波的傳播和防止氣囊內(nèi)的壓阻式傳感器處于非線性區(qū)域。本例設(shè)有兩個(gè)脈搏波傳感器，分別固定在被測者頭部兩側(cè)的太陽穴上。
心音傳感器采用有源心音用振動(dòng)傳感器，其內(nèi)部包括有放大電路，所以具有良好的抗干擾性能，能夠有效地拾取小于等于100Hz的低頻信號，采用正負(fù)3.3伏雙電源供電，工作電流為110μA。具有體積小，能夠防水的特點(diǎn)。
心電傳感器為常規(guī)的心電探頭。
脈搏波傳感器、心音傳感器、心電傳感器分別通過脈搏波調(diào)理電路、心音調(diào)理電路、心電放大電路接數(shù)據(jù)處理計(jì)算機(jī)。
傳感器、調(diào)理電路、數(shù)據(jù)處理計(jì)算機(jī)均可采用現(xiàn)有的心電圖、脈搏波圖、心音圖的數(shù)據(jù)采集、調(diào)理、圖像形成技術(shù)實(shí)施。
權(quán)利要求
1.一種連續(xù)測量血壓的方法，包含下述內(nèi)容—為被測者建立脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與逐拍動(dòng)脈血壓之間的回歸方程BP＝a+b*PWTT式中BP為動(dòng)脈血壓，PWTT為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，a為截距，b為回歸系數(shù)；—用個(gè)體化校正技術(shù)確定被測者的截距a和回歸系數(shù)b；—連續(xù)獲取被測者的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT，用方程BP＝a+b*PWTT表征被測者的逐拍動(dòng)脈血壓；其特征在于，所述獲取被測者脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT的方法是—同步采集人體的脈搏波、心電圖、心音圖信號，形成同步的脈搏波、心電和心音圖；—通過上述三種信號圖，在同一心動(dòng)周期中，以第二心音(S2)的第二成分主動(dòng)脈瓣關(guān)閉成分(A2)點(diǎn)作起點(diǎn)，以脈搏波降支(Au’)的切跡(In)出現(xiàn)的時(shí)刻作終點(diǎn)，計(jì)算二者的時(shí)間差為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的連續(xù)測量血壓的方法，其特征在于在同一心動(dòng)周期中，獲取R波到第一心音(S1)的二尖瓣關(guān)閉成分(M1)的時(shí)間為該周期的心臟收縮始期(RWPIT)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的連續(xù)測量血壓的方法，其特征在于在同一心動(dòng)周期中，用第一心音(S1)的二尖瓣關(guān)閉成分(M1)到第二心音(S2)的第二成分主動(dòng)脈瓣關(guān)閉成分(A2)的時(shí)間，減去左室射血時(shí)間(LVET)獲取該周期的心臟等容收縮期(ICT)；所述左室射血時(shí)間(LVET)是指左心室開始射血到射血結(jié)束的時(shí)間，具體測量方法是取脈搏波起點(diǎn)U至切跡點(diǎn)In出現(xiàn)時(shí)刻之間的間距。
4.一種連續(xù)測量血壓的裝置，其特征在于設(shè)有心電傳感器、脈搏波傳感器，所述的心電傳感器和脈搏波傳感器分別通過調(diào)理電路與設(shè)有顯示屏的計(jì)算機(jī)數(shù)據(jù)處理器輸入端連接，其特征在于還設(shè)有心音傳感器，心音傳感器通過調(diào)理電路與所述的計(jì)算機(jī)數(shù)據(jù)處理器輸入端連接。
全文摘要
一種連續(xù)測量血壓的方法和裝置，該方法是為被測者建立脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與動(dòng)脈血壓之間的回歸方程BP＝a+b*PWTT；用個(gè)體化校正技術(shù)確定被測者的截距a和回歸系數(shù)b；連續(xù)獲取脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT的方法是同步采集人體的脈搏波、心電圖、心音圖信號，形成脈搏波、心電和心音圖；通過上述三種信號圖，在同一心動(dòng)周期中，以第二心音(S2)的第二成分主動(dòng)脈瓣關(guān)閉成分(A2)點(diǎn)作起點(diǎn)，以脈搏波降支(AU’)上切跡(In)出現(xiàn)的時(shí)刻作終點(diǎn)，計(jì)算二者的時(shí)間差為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。本方法操作簡單，提高了連續(xù)測量血壓的準(zhǔn)確性，可用于頭部血壓測量，并能同步獲取相關(guān)的動(dòng)態(tài)心臟生理參數(shù)。
文檔編號A61B5/0205GK1849998SQ20061008154
公開日2006年10月25日 申請日期2006年5月26日 優(yōu)先權(quán)日2006年5月26日
發(fā)明者俞夢孫, 姬軍, 張宏金, 楊福生, 陶祖萊, 謝敏 申請人:中國人民解放軍空軍航空醫(yī)學(xué)研究所, 北京新興陽升科技有限公司