本發(fā)明涉及醫(yī)療設(shè)備技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種基于光電容積脈搏波特征的無創(chuàng)血壓測量裝置。

背景技術(shù)：

血壓是反映心腦血管功能的重要生理參數(shù)指標(biāo)，在疾病診斷和治療效果觀察等方面具有重要的意義。在實(shí)際應(yīng)用中需要能方便快捷準(zhǔn)確連續(xù)的檢測出血壓指標(biāo)，而目前的測量方法主要包括聽診法和示波法，恒定容積法和脈搏波波速法。

聽診法也叫柯式音法，就是將壓力計(一般稱血壓計)的臂帶綁扎于上臂肱動脈搏動位置，充氣加壓將肱動脈壓癟，然后再放氣減壓。隨著外壓力的下降，血流重新沖開血管，發(fā)出與心動節(jié)拍相同的節(jié)律音，這就是柯氏音。用聽診器探聽到“第一音”時壓力計顯示的外壓力記為收縮壓，“最末音”時記為舒張壓。這是國際無創(chuàng)血壓測量的金標(biāo)準(zhǔn)，也是檢驗所有無創(chuàng)血壓計精度的臨床標(biāo)準(zhǔn)。但聽診法需要接受過專業(yè)培訓(xùn)的人員操作，并會有聽覺和視覺及人為主觀判斷的誤差，且需要對肱動脈進(jìn)行加壓，容易造成人體的不適，不適合長時間的血壓監(jiān)測。

示波法是通過袖帶加壓來阻斷動脈血流，利用袖帶內(nèi)的壓力傳感器來檢測血流流過血管時產(chǎn)生的振動波，袖帶放氣過程中，第一個被檢測到的脈動信號所對應(yīng)的袖帶壓就叫做收縮壓。繼續(xù)放氣脈動信號幅度由小增大，達(dá)到極值后開始減小，振幅驟然減小處的袖帶壓被認(rèn)為舒張壓，示波法的收縮壓和舒張壓的計算沒有統(tǒng)一標(biāo)準(zhǔn)，因此測量結(jié)果不如聽診法準(zhǔn)確。

恒定容積法測量原理是當(dāng)動脈血管在處于去負(fù)荷狀態(tài)下的動脈壓力就等于外加壓力，因此可以預(yù)先設(shè)定外加壓力值，并將其作用于動脈血管處使其處于去負(fù)荷狀態(tài),同時利用伺服補(bǔ)償系統(tǒng)快速補(bǔ)償因為動脈內(nèi)壓變化而產(chǎn)生的容積變化,使得動脈血管始終處于恒定容積的狀態(tài),從而可化通過測量外加壓力間接獲得動脈血壓。容積補(bǔ)償法是目前較為成熟的連續(xù)血壓測量方法,這種測量方法的優(yōu)點(diǎn)是可以連續(xù)跟蹤動脈血壓的變化,但長時間測量時靜脈充血影響較大,舒適性差,且測得的用該原理測量裝置測得的收縮壓和平均壓的離散型較大,沒有達(dá)到aami標(biāo)準(zhǔn)。

脈搏波速測定法是根據(jù)脈搏波沿動脈傳播速率與動脈血壓之間具有正相關(guān)性的特點(diǎn)提出,通過測量pwv間接推算出動脈血壓值。脈搏波速可通過脈搏波在動脈中兩點(diǎn)間傳遞時間計算出來,因此可采用相同原理利用脈搏波傳導(dǎo)時間(pat)間接推算出動脈血壓值，該方法已經(jīng)得到很大發(fā)展，但仍存在一些缺陷，血壓算法精度上還有待提高。

目前最相近的已有的技術(shù)方案是基于脈搏波傳導(dǎo)時間(pat)的血壓連續(xù)測量方法及裝置，包括心電信號檢測單元、脈搏波信號檢測單元、信息處理單元、血壓測量校準(zhǔn)單元和顯示單元組成。

具體的方案步驟是：首先利用傳統(tǒng)的標(biāo)準(zhǔn)血壓計對受測者進(jìn)行血壓測量用來校準(zhǔn)，把測量值手動輸入到血壓測量校準(zhǔn)單元，血壓測量校準(zhǔn)單元會根據(jù)測量值計算出校準(zhǔn)參數(shù)并保存在微處理器單元。利用心電信號檢測單元和脈搏波信號檢測單元分別采集受測者的心電信號(ecg)和脈搏波信號(ppg)，通過信號處理單元對采集到的信號進(jìn)行濾波去噪和放大，然后進(jìn)入微處理器單元。利用微處理器單元在心電信號(ecg)上選擇參考點(diǎn)，并在脈搏波信號(ppg)上選擇參考點(diǎn)，并根據(jù)兩個信號之間的參考點(diǎn)算出脈搏波傳導(dǎo)時間pat(詳見圖1)，結(jié)合微處理器單元中保存的血壓測量公式計算出血壓測量結(jié)果，最后通過顯示單元進(jìn)行同步顯示。

背景技術(shù)的缺點(diǎn)及產(chǎn)生原因：

受干擾嚴(yán)重：現(xiàn)有的技術(shù)來檢測血壓是基于脈搏波傳導(dǎo)時間(pat)的，而脈搏波傳導(dǎo)時間嚴(yán)格意義來講不是我們所需要的脈搏傳輸時間(ptt)，脈搏波傳導(dǎo)時間(pat)它還包含有心臟射血前期的時間(pep)，由于心臟射血前期時間的不確定性，會影響血壓算法的精度。

裝置模塊單元多：需要同時采集心電信號(ecg)和脈搏波信號(ppg)。

檢測信號種類多：需要同時處理心電和脈搏信號，并且要同步校準(zhǔn)。

便攜性差：現(xiàn)有的血壓連續(xù)測量裝置體積過于龐大，不適合隨身攜帶。

主動式測量：現(xiàn)有測量方式多為主動式測量，受測者要主動去迎合檢測裝置才能獲取檢測結(jié)果，不適合日常生活的使用。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明提供了一種基于光電容積脈搏波特征的無創(chuàng)血壓測量裝置，包括處理器、脈搏波模塊、信號處理模塊、血壓測量校準(zhǔn)模塊，所述脈搏波模塊，用于采集人體的脈搏波信號，得到ppg信號；所述信號處理模塊，用于接收脈搏博模塊傳輸?shù)膒pg信號，對ppg信號進(jìn)行預(yù)處理；所述血壓測量校準(zhǔn)模塊，用于提供血壓的校準(zhǔn)參數(shù)，并將校準(zhǔn)參數(shù)傳輸至所述處理器；所述處理器，用于接收血壓測量校準(zhǔn)模塊傳輸?shù)男?zhǔn)參數(shù)、以及所述信號處理模塊傳輸?shù)慕?jīng)預(yù)處理的ppg信號，從預(yù)處理后的ppg信號中提取平均斜率傳輸時間mstt、特征s和特征pa，然后根據(jù)平均斜率傳輸時間mstt、特征s和特征pa與血壓之間的關(guān)系，結(jié)合血壓測量校準(zhǔn)模塊提供的校準(zhǔn)參數(shù)進(jìn)行線性擬合建立算法模型，獲取模型系數(shù)，再進(jìn)行血壓的估算，從而得到實(shí)時血壓數(shù)據(jù)。

作為本發(fā)明的進(jìn)一步改進(jìn)，在所述信號處理模塊中，對ppg信號進(jìn)行預(yù)處理包括濾波、去基線漂移和放大處理。

作為本發(fā)明的進(jìn)一步改進(jìn)，所述平均斜率傳輸時間mstt＝f(a/m1)，m1是平均上坡斜度，m1包含最大上坡斜度m，f是關(guān)于m1的函數(shù)，a是在最大斜度點(diǎn)處給定的一個固定高度值。

作為本發(fā)明的進(jìn)一步改進(jìn)，根據(jù)平均斜率傳輸時間mstt，建立算法模型：

sbp＝a1*ln(mstt)+b1

dep＝a2*ln(mstt)+b2

其中sbp和dbp分別為收縮壓和舒張壓，a1、a2、b1、b2為回歸系數(shù)。

作為本發(fā)明的進(jìn)一步改進(jìn)，所述特征s汲取了脈搏波波形的主波波峰和波谷以及主波波峰上升支的平均值，特征s反映整體的脈搏波波形的形態(tài)特征，特征s通過反映人體的血管特性從而間接的代表血壓的變化，通過只分析脈搏波的形態(tài)特點(diǎn)，把特征s作為血壓連續(xù)估算的特征，實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)估算。

作為本發(fā)明的進(jìn)一步改進(jìn)，光電容積脈搏波的特征s的血壓模型：

sbp＝a1*ln(特征s)+b1

dbp＝a2*ln(特征s)+b2

其中sbp和dbp分別為收縮壓和舒張壓，a1、a2、b1、b2為回歸系數(shù)。

作為本發(fā)明的進(jìn)一步改進(jìn)，所述特征pa通過分析脈搏波波形上升支和下降支之間的面積比來分析血壓的波動變化，脈搏波的上升支信息代表了收縮壓，下降支代表舒張壓。

作為本發(fā)明的進(jìn)一步改進(jìn)，通過把脈搏波波形上升支和下降支的面積分別進(jìn)行量化分析，建立血壓與脈搏波波形面積比之間的關(guān)系模型：

sbp＝a1*ln(特征pa)+b1

dbp＝a2*ln(特征pa)+b2

其中sbp和dbp分別為收縮壓和舒張壓，a1、a2、b1、b2為回歸系數(shù)。

作為本發(fā)明的進(jìn)一步改進(jìn)，該無創(chuàng)血壓測量裝置還包括與所述處理器相連的電源管理模塊、顯示模塊、存儲器模塊和無線通信模塊

作為本發(fā)明的進(jìn)一步改進(jìn)，所述處理器將提取出的平均斜率傳輸時間mstt、特征s和特征pa進(jìn)行融合，獲得新的特征方程用于血壓的估算：

sbp＝a1*ln(mstt)+b1*ln(特征s)+c1*ln(特征pa)+d1

dbp＝a2*ln(mstt)+b2*ln(特征s)+c2*ln(特征pa)+d2

其中sbp和dbp分別為收縮壓和舒張壓，a1、a2、b1、b2、c1、c2、d1、d2為回歸系數(shù)。

本發(fā)明的有益效果是：本發(fā)明通過對光電容積脈搏波信號的處理，提取脈搏波的特征，提出了新的可以替代脈搏波傳輸時間的參數(shù)：平均斜率傳輸時間mstt，由于平均斜率傳輸時間不受心臟射血前期(pep)的影響，從而消除了pep對于無創(chuàng)血壓連續(xù)測量裝置的影響，實(shí)現(xiàn)了通過單一的生理信號光電容積脈搏波來估算血壓，并且采用被動式的測量方式，減少了外部因素對于測量裝置的影響，本發(fā)明可以實(shí)現(xiàn)實(shí)時的無創(chuàng)血壓連續(xù)測量，易于操作，可用于穿戴式，方便用戶日常使用。

附圖說明

圖1是基于心電和脈搏的脈搏波傳輸時間示意圖。

圖2是脈搏波成分圖。

圖3是stt原理圖。

圖4是stt計算的簡易模型圖。

圖5是特征s示意圖。

圖6是基于mstt的血壓連續(xù)測量的流程圖。

圖7是本發(fā)明的原理框圖。

具體實(shí)施方式

如圖7所示，本發(fā)明公開了一種基于光電容積脈搏波特征的無創(chuàng)血壓測量裝置，本發(fā)明的無創(chuàng)血壓測量裝置不但可以克服傳統(tǒng)血壓計因為袖帶而通常體積較大、不便于攜帶的缺點(diǎn)，而且相對于基于脈搏波傳導(dǎo)時間pat的血壓連續(xù)測量裝置，本發(fā)明的無創(chuàng)血壓測量裝置更加簡單精準(zhǔn)。

本發(fā)明的基于光電容積脈搏波特征的無創(chuàng)血壓測量裝置包括處理器、以及與所述處理器相連的脈搏波模塊、信號處理模塊、血壓測量校準(zhǔn)模塊。

所述脈搏波模塊用于采集人體的脈搏波信號，脈搏波信號采用光電容積脈搏波法(ppg)，在處理器的控制下，由脈搏波模擬前端驅(qū)動發(fā)光二極管工作并采集接收二極管的光學(xué)模擬信號進(jìn)行初步處理，形成脈搏波形。

信號處理模塊：與脈搏波模塊相連，用于接收被檢測者的ppg信號，對接收到的ppg信號進(jìn)行預(yù)處理，對ppg信號進(jìn)行基本的濾波、去基線漂移和放大等處理，主要使用工頻陷波器，巴特沃斯低通濾波器，形態(tài)學(xué)濾波器等使信號達(dá)到醫(yī)療診斷的標(biāo)準(zhǔn)。

血壓測量校準(zhǔn)模塊：用于提供血壓的校準(zhǔn)參數(shù)。

處理器：對采集到ppg信號進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換，特征點(diǎn)檢測，計算平均斜率傳輸時間(mstt)、波形特征s、脈搏波直徑pr，結(jié)合血壓測量校準(zhǔn)模塊提供的校準(zhǔn)參數(shù)來實(shí)時的計算血壓，從而得到實(shí)時血壓數(shù)據(jù)。

本發(fā)明還包括與處理器相連的顯示模塊，顯示模塊：用于接收脈搏波模塊采集到的脈搏波信號和處理器計算的實(shí)時血壓數(shù)據(jù)，實(shí)現(xiàn)對各種生理信號和血壓測量值的實(shí)時直觀顯示。

具體的方案：首先利用傳統(tǒng)的標(biāo)準(zhǔn)血壓計對受測者進(jìn)行血壓測量用來校準(zhǔn)，把測量值手動輸入到血壓測量校準(zhǔn)單元，血壓測量校準(zhǔn)單元會根據(jù)測量值計算出校準(zhǔn)參數(shù)并保存在處理器。利用脈搏波模塊采集得到脈搏波信號(ppg)，通過信號處理單元對采集到的信號進(jìn)行濾波去噪和放大，然后進(jìn)入處理器。利用處理器在脈搏波信號(ppg)上選擇參考點(diǎn)，結(jié)合處理器中保存的血壓測量公式計算出血壓測量結(jié)果，最后通過顯示模塊進(jìn)行同步顯示。

1.光電容積脈搏波的特征mstt：

本發(fā)明提出一種新的可以替代脈搏波傳輸時間的參數(shù)平均斜率傳輸時間(mstt)，下面是mstt提出的整個思路：

脈搏波傳輸時間整個血壓連續(xù)估算的核心，而脈搏波的傳輸時間與血壓是呈反向變化關(guān)系，我們可以假設(shè)，在一個呼吸周期內(nèi)，其將同由呼吸活動所引發(fā)的血壓一起周期性變化。在吸氣的時候，動脈樹中的動脈血壓會降低，因此傳輸時間就會升高。相應(yīng)地，在呼氣的時候，血壓會升高，那么傳輸時間就會相應(yīng)減少。然而，在整個呼吸周期中，脈搏的周期性變化以及內(nèi)部脈搏分量(脈搏波由它們合成)的周期性變化相互產(chǎn)生反作用，共同組成了脈搏波，基于這項發(fā)現(xiàn)，我們就引導(dǎo)出了一種新型的單脈沖，單點(diǎn)傳輸時間stt。

傳感器端所接收到的信號其實(shí)是由一個初始脈沖波形疊加上一系列的反射波形所組成的，如圖2所示。這些波形疊加在一起，形成了實(shí)際中最后我們所觀察到ppg波形。然而，這個波形包含兩個相互矛盾的時間元素(機(jī)理如圖3所示)：在呼氣的時候，因為動脈血壓會升高，所以初始波也會傳輸?shù)目煲恍虼藀pt會下降，故周期p1變短。然而，脈搏周期p2(例如：心臟脈搏中任何兩個重復(fù)特征的周期)就會增加，這是由于在這個階段的呼吸周期中心率降低(原因是呼吸性竇性心律rsa)。事實(shí)上p2＝60/hr(心率)。在吸氣過程中恰好相反，血壓降低因此p1增加，心率升高因此p2變短。這兩個時間元素互為反比，并有可能帶來不好的結(jié)果——當(dāng)在單個ppg脈沖中由兩個基點(diǎn)分開來測傳輸時間的話，有可能會得到兩個相反的結(jié)果。

再回到圖3中來，從幾何角度出發(fā)，可以看到當(dāng)ptt(pat)以及p1相應(yīng)增加的時候，初始脈沖分量的上坡梯度(m)是減少的。另外實(shí)踐證明，初始脈沖信號應(yīng)該在接收到的合成ppg中占主導(dǎo)地位，也就是說從接收到的ppg信號中提取的結(jié)果應(yīng)與初始信號中的斜率m近似。再進(jìn)一步，我們考慮固定高度a變化下的斜坡梯度，該梯度可以認(rèn)為是特征時間差的倒數(shù)，如圖4所示。作為常數(shù)可變幅度a，它可以看作是特征時間差——stt，可以根據(jù)p1的“時間伸展”來變化。因此有m＝a/stt，傳輸時間stt＝a/m。如圖3所示，由于stt不受心率和心臟射血前期影響，所以相對于獲取ptt的其他方式，stt更適合取代ptt。

另一方面，由于上坡斜度m是脈搏波信號上坡斜度最大值的位置，只是一個單點(diǎn)的斜度，脈搏波信號的質(zhì)量的好壞對于m的影響很大，造成m的穩(wěn)定性不高，不能代表真?zhèn)€信號，所以為了提高整體的抗噪聲性能，本發(fā)明提出了平均斜率傳輸時間mstt＝f(a/m1)，m1是平均上坡斜度，它包含最大上坡斜度m。f是關(guān)于m1的函數(shù)，用來計算mstt。根據(jù)血壓和平均斜率傳輸時間mstt的特點(diǎn)，建立算法模型：

sbp＝a1*ln(mstt)+b1

dbp＝a2*ln(mstt)+b2

注：模型不僅僅局限于特征mstt參數(shù)。

其中sbp和dbp分別為收縮壓和舒張壓，a1、a2、b1、b2為回歸系數(shù)。

該模型首先需要對受試者進(jìn)行標(biāo)定，獲取受試者的平均斜率傳輸時間、收縮壓、舒張壓，通過回歸分析求出模型系數(shù)，然后根據(jù)采集到的受試者的脈搏波提取mstt，進(jìn)行每搏血壓的計算。

2.光電容積脈搏波的特征s

mstt作為脈搏波的特征之一可以提供血壓的連續(xù)測量，除了mstt外，我們還提出了一種新的光電容積脈搏波的特征s(如圖5所示)，特征s汲取了脈搏波波形的主波波峰和波谷以及主波波峰上升支的平均值，它可以反映整體的脈搏波波形的形態(tài)特征，脈搏波波形的形態(tài)與血管的生理信息和外周阻力有很大的關(guān)聯(lián)，脈搏波波形的主波波峰和波谷的變化信息可以反映出血管彈性進(jìn)和血管壁的僵硬化程度，人體的血壓與血管的生理特征有很大的關(guān)系，當(dāng)血管壁的僵硬化程度較高或者血管彈性較低時，直接的反映是脈搏波的主波波峰和波谷的絕對高端的減小，而此時血壓會升高。與血管彈性相似，外周阻力大小也可以通過特征s反映出來，所以特征s可以通過反映人體的血管特性從而間接的代表血壓的變化，通過只分析脈搏波的形態(tài)特點(diǎn)，把特征s作為血壓連續(xù)估算的特征，可以實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)估算。

光電容積脈搏波的特征s的血壓模型：

sbp＝a1*ln(特征s)+b1

dbp＝a2*ln(特征s)+b2

注：模型不僅僅局限于特征s參數(shù)。

其中sbp和dbp分別為收縮壓和舒張壓，a1、a2、b1、b2為回歸系數(shù)。

該模型首先需要對受試者進(jìn)行標(biāo)定，獲取受試者的特征s、收縮壓、舒張壓，通過回歸分析求出模型系數(shù)，然后根據(jù)采集到的受試者的脈搏波提取特征s，進(jìn)行每搏血壓的計算。

特征s的生理意義：特征s是從單一生理信號光電容積脈搏波ppg中提取，它代表了整個脈搏波波形形態(tài)，可以反映血管的生理形態(tài)信息，包括血管彈性和血管壁僵硬度，同時特征s還可以反映人體血管外周阻力的大小，而血管彈性和外周阻力的大小都是血壓的重要影響因素，所以特征s可以很好的反映血壓的變化。

3.光電容積脈搏波的特征pa

本發(fā)明是基于橈動脈脈搏波特征來進(jìn)行血壓的連續(xù)測量，除了上述的兩個特征mstt和特征s外，光電容積脈搏波的特征pa也是一個重要特征，特征pa通過分析脈搏波波形上升支和下降支之間的面積比來分析血壓的波動變化。脈搏波的上升支信息代表了收縮壓，下降支代表舒張壓，通過把脈搏波波形上升支和下降支的面積分別進(jìn)行量化分析，可以建立血壓與脈搏波波形面積比之間的關(guān)系模型。

sbp＝a1*ln(特征pa)+b1

dbp＝a2*ln(特征pa)+b2

注：模型不僅僅局限于特征pa參數(shù)。

其中sbp和dbp分別為收縮壓和舒張壓，a1、a2、b1、b2為回歸系數(shù)。注：模型不僅僅局限于特征pa參數(shù)。

該模型首先需要對受試者進(jìn)行標(biāo)定，獲取受試者的特征pa、收縮壓、舒張壓，通過回歸分析求出模型系數(shù)，然后根據(jù)采集到的受試者的脈搏波提取特征pa，進(jìn)行每搏血壓的計算。

生理意義：光電容積脈搏波波形的上升支和下降支的面積可以反映心臟收縮和舒張時候的強(qiáng)度，心臟收縮左心室射血進(jìn)入動脈，血流量可以通過上升支的面積來進(jìn)行量化，不同的面積可以代表血壓大小，上升支和下降支的面積比也可以衡量心臟生理活動的信息。

4.mstt、特征s和特征pa的融合

通過對橈動脈脈搏波波形的分析，我們提取了平均斜率傳輸時間、特征s和特征pa，三種特征分別可以反映不同的人體生理信息，為了提高本發(fā)明裝置的準(zhǔn)確性，我們把提取出的三個特征進(jìn)行融合，獲得新的特征方程用于血壓的估算。

sbp＝a1*ln(mstt)+b1*ln(特征s)+c1*ln(特征pa)+d1

dbp＝a2*ln(mstt)+b2*ln(特征s)+c2*ln(特征pa)+d2

注：模型不僅僅局限于3個參數(shù)。

其中sbp和dbp分別為收縮壓和舒張壓，a1、a2、b1、b2、c1、c2、d1、d2為回歸系數(shù)。

該模型首先需要對受試者進(jìn)行標(biāo)定，獲取受試者的收縮壓、舒張壓，通過回歸分析求出模型系數(shù)，然后根據(jù)采集到的受試者的脈搏波提取mstt、特征s和特征pa，進(jìn)行每搏血壓的計算。

生理意義：通過對特征mstt、特征s和特征pa的融合，可以綜合的反映光電容積脈搏波中隱含的人體生理活動信息，心血管的活動變化，血管的生理狀況以及外周阻力的大小，通過幾個特征的結(jié)合，可以比較全面的反映與血壓相關(guān)的生理參數(shù)信息，從而可以提高本發(fā)明裝置的血測量血壓的準(zhǔn)確性。

本發(fā)明具有如下特點(diǎn)：

1.光電容積脈搏波的特征點(diǎn)提??；只利用脈搏波信號，提取脈搏波上坡斜度參數(shù)，相比傳統(tǒng)的利用心電信號(ecg)和脈搏波信號(ppg)來說更加簡單。

2.平均斜率傳輸時間(mstt)的計算；平均斜率傳輸時間是我們提出的一種新的可以代替?zhèn)鹘y(tǒng)脈搏波傳輸時間(ptt)的參數(shù)，因為mstt不含有心臟射血前期(pep)，可靠性和穩(wěn)定性更高。

3.基于mstt的血壓連續(xù)估算模型；此模型是基于mstt(外加其他特征)而設(shè)計的算法模型，相比于傳統(tǒng)的算法模型，該算法模型更可靠，算法精度更高，開辟了一個新的算法模型。

在圖1中，ecg為心電圖，ppg為脈搏曲線圖。

脈搏波傳輸時間(ptt)：脈搏波傳輸時間是指脈搏波從心臟近端到心臟遠(yuǎn)端的傳輸時間，傳統(tǒng)的脈搏波傳輸時間是通過設(shè)備同時采集人體的心電信號(ecg)和脈搏波信號(ppg)，由于人體內(nèi)心電信號的傳導(dǎo)速度要比脈搏波的傳導(dǎo)速度快，心電信號的傳導(dǎo)時間可以忽略不計，脈搏波的傳輸時間可以視為心電信號和脈搏波信號固定點(diǎn)之間的時間差，一般取心電信號r波開始和脈搏波信號的波峰結(jié)束之間的時間差值為脈搏波傳輸時間ptt。注：此處的ptt其實(shí)應(yīng)為pat(pat＝ptt+pep)，由于傳統(tǒng)的基于脈搏波傳輸時間ptt的血壓算法忽略了心臟射血期pep，所以把pat默認(rèn)為ptt。

如圖4所示，a為定義固定高度，m為最大斜度，stt為斜率傳輸時間。

平均斜率傳輸時間(mstt)：斜率傳輸時間是從光電容積脈搏波中提取出的新的因子，在心臟收縮時，心臟射血進(jìn)入動脈，此時血液容量會上升，在脈搏波中體現(xiàn)為波形上升階段，找到脈搏波上升段的最大斜度m，并且在最大斜度點(diǎn)處給定一個固定高度值a，則最大斜度m＝a/stt，從而可以計算出最大斜率傳輸時間stt＝a/m。為了減少誤差和提高抗噪性能，提出平均斜率傳輸時間mstt＝f(a/m1)，其中m1代表平均坡度，f是關(guān)于m1的函數(shù)。

如圖6所示，其工作原理如下：采集脈搏數(shù)據(jù)后，將數(shù)據(jù)通過平滑濾波，去基線偏移等預(yù)處理。從預(yù)處理過的脈搏信號中提取特征mstt、特征s和特征pa，然后根據(jù)平均斜率脈搏傳輸時間mstt、特征s和特征pa于血壓之間的關(guān)系，結(jié)合對受測者預(yù)先進(jìn)行的標(biāo)定參數(shù)進(jìn)行線性擬合建立算法模型，獲取模型系數(shù)，再進(jìn)行血壓的估算。

如圖7所示，其工作原理如下：下位機(jī)通過無線方式接收到來自上位機(jī)的控制信息及用戶信息，下位機(jī)在本地數(shù)據(jù)庫中檢查是否存在該用戶的信息，如沒有則為該用戶創(chuàng)建本地數(shù)據(jù)目錄。處理器驅(qū)動脈搏波模塊采集人體生理參數(shù)，待數(shù)據(jù)采集結(jié)束后將相關(guān)生理參數(shù)存入本地的存儲器模塊，同時將其以無線方式發(fā)送至上位機(jī)，并且采集的生理參數(shù)經(jīng)處理器處理后通過顯示模塊展示。其中無線通信模塊采用藍(lán)牙4.0通信方式，下位機(jī)到上位機(jī)采取通知的傳輸形式。

ecg：心電信號，ppg：光電容積脈搏波，ptt：脈搏波傳輸時間，pat：脈搏波傳導(dǎo)時間，pep：心臟射血前期，stt：斜率傳輸時間，mstt：平均斜率傳輸時間。

本發(fā)明具有如下有益效果：本發(fā)明通過對光電容積脈搏波信號的處理，提取脈搏波的特征，提出了新的可以替代脈搏波傳輸時間的參數(shù)：平均斜率傳輸時間mstt，由于平均斜率傳輸時間不受心臟射血前期(pep)的影響，從而消除了pep對于無創(chuàng)血壓連續(xù)測量裝置的影響，實(shí)現(xiàn)了通過單一的生理信號光電容積脈搏波來估算血壓，并且采用被動式的測量方式，減少了外部因素對于測量裝置的影響，本發(fā)明可以實(shí)現(xiàn)實(shí)時的無創(chuàng)血壓連續(xù)測量，易于操作，可用于穿戴式，方便用戶日常使用。

以上內(nèi)容是結(jié)合具體的優(yōu)選實(shí)施方式對本發(fā)明所作的進(jìn)一步詳細(xì)說明，不能認(rèn)定本發(fā)明的具體實(shí)施只局限于這些說明。對于本發(fā)明所屬技術(shù)領(lǐng)域的普通技術(shù)人員來說，在不脫離本發(fā)明構(gòu)思的前提下，還可以做出若干簡單推演或替換，都應(yīng)當(dāng)視為屬于本發(fā)明的保護(hù)范圍。