专利名称：采用温度补偿的基于光电容积描记信号的血压测量方法
技术领域：
本发明一般涉及血压测量方法，特别涉及一种采用温度补偿的基于光电容积描记信号的血压测量方法。
背景技术：
测量血压是了解健康情况和观察病情的基本方法，尤其对患有心血管疾病的中老年人更有必要。
测量血压有侵入式测量和非侵入式测量两大类。侵入式测量是一种直接测量方法，测量时要把一根导管插入到动脉中，通过与流体柱相连接的转换器来测量动脉压力。该方法需要由专业医护人员操作、费用高并且容易造成细菌感染和失血等医疗风险。
非侵入式测量是一种间接测量方法。该方法使用安全、方便、舒适，是目前医院中常用的测量血压的方法。该方法也被越来越多需要长期监测血压的患者在家中所使用。由于公众日益认识到高血压是危害健康的严重杀手以及尽早诊断和治疗的重要性，使用非侵入式血压计的消费者在不断地增加。非侵入式测量主要有三种方法脉搏血压计、音调测定血压计和基于脉搏波传输时间的血压计。
脉搏血压计的测量方法有两种，一种是听诊法，一种是振荡法。听诊法的原理在于收集柯氏音，整个装置包括可充放气的袖带、水银压力计(近年来也有采用电子压力传感器)和听诊器。测量上肢血压时，将袖带内的气体先行驱尽，然后将袖带平整无褶地缠于上臂，摸清肱动脉的搏动，置听诊器的胸件于该处，打开水银柱开关，当通过握有活阀的气球向袖带充气时，水银柱或表针随即移动，当水银柱上升至默认值时，即停止充气，然后，微微开启气球活阀慢慢放气，水银柱则慢慢下降(表针回转)，此时应观察水银柱或表针移动的刻度，如果听到肱动脉的第一音响，所示刻度即为收缩期血压，简称收缩压；当水银柱下降到音响突然变弱或听不到时，刻度指示为舒张期血压，简称舒张压。但是，该方法只能确定收缩压和舒张压，并且不适用于某些第5柯氏音较弱甚至听不到的患者。
振荡法可以弥补听诊法的上述不足，对于柯氏音较弱的病人也可测量到血压。使用时将袖带平整无褶地缠于上臂，对袖带进行充放气。通过测量在膨胀的袖带中压力的振荡幅度来确定血压值，压力的振荡是由动脉血管的收缩和扩张所引起的。收缩压、平均压和舒张压的数值可以从该袖带缓慢放气时监测该袖带中的压力而获得。平均压对应于该包络峰值时刻在该袖带的衰减装置中的压力。收缩压通常被估计为在该包络峰值之前对应于该包络的幅度等于该峰值幅度的一个比例的时刻处该袖带的衰减装置中的压力。舒张压通常被估计为在该包络的峰值之后对应于该包络的幅度等于该峰值幅度的一个比例的时刻处该袖带的衰减装置中的压力。使用不同的比例值会影响到血压测量的准确性。
目前市场上的大部分产品都是采用听诊法或振荡法。但由于这两种方法都需要对袖带进行充放气，因此难以进行频繁测量及连续测量。而且，其测量的频率也受到舒适地对该袖带进行充气所需要的时间和进行测量时对该袖带放气所需要的时间的限制。通常，一次完整的血压测量需要1分钟左右。此外，袖带尺寸的大小对血压的测量结果也会造成影响。
音调测定血压计的基本原理是当血管受外界物体压迫时，血管壁的周向应力消除了，这时血管壁的内压和外压相等。通过对动脉加压，将动脉压平，记录使动脉保持扁平的压力。利用一组置于表面动脉上的压力传感器阵列来测量此压力，并从中计算患者的血压。但是，该方法的缺点在于，其使用的传感器的造价较高，并且其测量精度容易受到测量位置的影响，所以在市场上并不流行。
基于光电容积描记信号的血压计是根据动脉血压和脉搏波传输速度之间的关系来确定血压的。其原理是，当血压上升时，血管扩张，脉搏波传输速度加快，反之，脉搏波传输速度减慢，具体内容可参看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“人体中的脉搏波速度”，皇家协会学报，伦敦，页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“作为血压变化测量尺度的脉搏波速度”，心理生理学，卷13，第一部，页86-90，1976年)，本文中不再详细描述。在使用时，这种血压计通过置于指尖的光电传感器采集光电容积描记信号，并利用该光电容积描记信号中的参考点与心电信号中的参考点之间的关系计算出脉搏波传输速度(由脉搏波传输时间代表)，进而计算出动脉血压值。这种方法可以提供简单易用的血压测量装置，其开发成本较低，体积小，耗电量少，可实现对动脉血压的长时间连续测量。
但是，在使用基于光电容积描记信号的血压计测量血压之前，先要用标准血压计进行校准，即，需要找到血压与脉搏波传输时间之间的关系，然后再利用实际测量得到的脉搏波传输时间并根据上述关系，从而测量出血压值。因此，有可能会出现这样的问题，即，由于光电容积描记信号是从被测者肢体末端部位(如指尖)采集的，而该信号较易受到末端温度的影响。如果在校准之后的测量时出现温度的变化，则校准过程中所确定的血压与脉搏波传输时间之间的关系将会发生变化，从而影响到血压值的测量结果。因此，为了提高血压测量的准确度，就需要有一种方法能够消除温度对光电容积描记信号的影响。
发明内容
因此，本发明就是针对现有技术中存在的上述问题而做出的。其目的是提供一种低成本，小型化，简单易用的温度补偿方法，用以提高基于光电容积描记法的血压测量的准确度。
为了实现上述目的，本发明提供了一种采用温度补偿的基于光电容积描记信号的血压测量方法，包括以下步骤1)在进行血压测量校准时，测量并记录血压测量所需的光电容积描记信号并根据所述信号确定出血压测量公式的具体表达式，同时还记录所述光电容积描记信号本身的特征参量；以及2)在进行实际血压测量时，将实际测得的血压测量所需的光电容积描记信号代入通过步骤1)确定出的所述血压测量公式以计算出血压值，同时利用所述光电容积描记信号本身的特征参量对血压测量结果进行温度补偿修正，从而获得精确的血压测量结果。
在所述步骤1)中，所述光电容积描记信号本身的特征参量包括以下特征参量a)时域特征包括信号幅值、上升沿时间以及下降沿时间；b)导数信号特征包括一阶导数幅值、二阶导数幅值；以及c)频域特征包括频域幅值和频域相位。
所述光电容积描记信号本身的特征参量优选地采用信号的上升沿时间。所述光电容积描记信号的上升沿时间是通过计算同一心跳周期内的所述光电容积描记信号的底端点与顶端点之间的时间间隔而获得的。
在本发明的实施例中，所述步骤1)进一步包括以下步骤测量并记录血压测量所需的心电信号，并且根据所述心电信号和所述光电容积描记信号确定出血压测量公式的具体表达式；所述步骤2)进一步包括以下步骤在进行实际血压测量时测量血压测量所需的心电信号，并将实际测得的所述光电容积描记信号和心电信号代入通过步骤1)确定出的所述血压测量公式以计算出血压值，同时利用所述光电容积描记信号本身的特征参量对血压测量结果进行温度补偿修正，从而获得精确的血压测量结果。
所述步骤1)还包括利用所述心电信号和光电容积描记信号确定出脉搏波传输时间的步骤。
所述脉搏波传输时间通过计算所述心电信号中的参考点与所述光电容积描记信号中的参考点之间的时间间隔而被确定。
所述心电信号中的参考点可以为心电信号中的R型波信号上的参考点，优选地为其R型波的峰值点。
所述光电容积描记信号中的参考点为信号中的顶端点或底端点。
所述步骤1)中的血压测量公式为Bpsm＝Mscal×PT+Ksconst (1)Bpdm＝Mdcal×PT+Kdconst (2)其中，Bpsm为待测的收缩压，Bpdm为待测的舒张压，PT为所述脉搏波传输时间的倒数，Mscal为收缩压参数，Mdcal为舒张压参数，Ksconst为收缩压常数，Kdconst为舒张压常数。
所述步骤1)进一步包括以下步骤利用由标准血压计测得的收缩压和舒张压以及所述脉搏波传输时间，并根据所述公式(1)和(2)计算出所述收缩压参数和所述舒张压参数，从而确定所述血压测量公式(1)和(2)的具体表达式。
所述步骤2)还包括利用所述心电信号和光电容积描记信号确定出脉搏波传输时间的步骤。
所述脉搏波传输时间通过计算所述心电信号中的参考点与所述光电容积描记信号中的参考点之间的时间间隔而被确定。
所述心电信号中的参考点为心电信号中的R型波信号上的参考点，优选地为其R型波的峰值点。
所述光电容积描记信号中的参考点为信号中的顶端点或底端点。
在所述步骤2)中，通过利用在实际血压测量时记录的所述光电容积描记信号的上升沿时间以及在血压测量校准时记录的所述光电容积描记信号的上升沿时间，可以对血压测量结果进行温度补偿修正，从而获得精确的血压测量结果。
所述步骤2)采用的含有温度补偿项的血压计算公式为Bpsm＝Mscal×PT+Rt×Rsconst+Ksconst(3)Bpdm＝Mdcal×PT+Rt×Rdconst+Kdconst(4)其中，Bpsm为待测的收缩压，Bpdm为待测的舒张压，PT为所述脉搏波传输时间的倒数，Mscal为收缩压参数，Mdcal为舒张压参数，Ksconst为收缩压常数，Kdconst为舒张压常数，Rsconst为收缩压的温度补偿常数，Rdconst为舒张压的温度补偿常数，Rt则为实际血压测量时记录的所述光电容积描记信号的上升沿时间与在血压测量校准时记录的所述光电容积描记信号的上升沿时间之差。
本发明提供的方法通过利用光电容积描记信号本身特征随温度变化的规律来表征温度变化情况，并利用该规律对温度变化对血压测量造成的误差进行补偿，从而实现温度补偿的自动校正。该方法可以补偿温度对由光电容积描记法测量的血压结果的影响，并且无需增加其它的温度传感器。
下面将结合附图对本发明的具体实施方式
进行详细说明。通过这些说明，本发明的上述目的、优点及特征将变得更加清楚。在以下的附图中图1示出了同一被测者在不同手指温度情况下的光电容积描记信号；图2示出了光电容积描记信号的特征；图3是用心电信号和光电容积描记信号定义脉搏波传输时间的示例；图4是根据本发明实施例所述的带有温度补偿的血压测量方法的整体流程图；图5是具体实现图4所示校准过程的流程图；图6是具体实现图4所示测量过程的流程图。
具体实施例以下将参考图1至图6对本发明所述的方法进行具体说明。
光电容积描记信号表征了生物体中血流量的变化，该信号波形会受到温度的影响。图1示出了同一被测者在不同手指温度情况下的光电容积描记信号，如图1所示，(a)、(b)、(c)三组信号分别是在手指温度在33℃、23℃、29℃时由同一被测者记录下来的光电容积描记信号。从图1中可以看出，随着温度的变化，光电容积描记信号的波形特征也会相应地发生变化。图2给出了光电容积描记信号的一些波形特征，包括波形的幅值、上升沿时间和下降沿时间。上述波形特征在温度变化时，会随温度同步发生变化。因此，这些波形特征可被用来作为衡量温度变化的指针。
由于基于光电容积描记信号测量血压的原理是基于脉搏波传输时间(PTT)与血压之间的关系[可参看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“作为动脉血压指标的脉搏传输时间”，心理生理学，卷18，第一部，页71-4，1981年)]，而脉搏波传输时间通常定义为心电图信号上的参考点与光电容积描记信号上的特征点，如顶端点或底端点。因此，当光电容积描记信号的波形随温度发生变化时，脉搏波传输时间的长度也会受到温度的影响，进而影响到据此估计出的血压值。
为了消除因温度变化而对血压测量造成的误差，经过多次实验，本发明的发明人发现，当温度降低时，上升沿时间会显著增长。因此每次测量时上升沿时间与校准时上升沿时间之间的变化比率可作为温度补偿因子而被引入到血压计算公式中。而且温度补偿因子的系数可通过大量试验结果得到，它并不是对象依赖的。
下面将以光电容积描记信号的上升沿时间为例对本发明具体实现方法进行说明。
图3用于说明如何利用心电信号及光电容积描记信号检测脉搏波传输时间。如图3所示，时间301、时间302和时间303分别代表心电信号和光电容积描记信号在时间轴上的位置。时间301是心电信号的顶端点，时间302是光电容积描记信号的底端点，时间303是光电容积描记信号的顶端点。这些时间值代表了决定脉搏波传输时间及上升沿时间的参考值。脉搏波传输时间PTT 304为时间301与时间302的时间差。上升沿时间Dc(于校准模式)或Dm(于测量模式)305为时间302与时间303的时间差。脉搏波传输时间304及上升沿时间305是用于测量收缩压和舒张压的指标。
图4为本发明所述方法的整体操作流程图。本发明所述的血压测量方法主要包括两大步骤，即，校准步骤和测量步骤。也就是说，利用脉搏波传输时间304及上升沿时间305作血压测量是需要先进行校准，然后再进行实际血压测量。具体来说，如图4所示，在步骤401中，使用者决定要进行新的校准或是利用旧有已校准的参数作血压的测量。若使用者需要进行新的校准，则会进入校准模式402。该模式中需要确定血压测量过程中所需的一些个人化校准参数，其具体过程将在后面详细说明。若使用者需要利用旧有已校准的个人化参数作血压的测量，则需要决定是否利用最近一次测量参数或由存储单元读取其它测量参数403。若只需要利用最近一次测量参数，则可直接进入测量模式405。若需要读取预先存储的其它个人化校准参数，则程序将进入404，并且，在读取预先存储的参数Dc、Mscal及Mdcal(其参数代表意义将在后面得到详细说明)之后，则程序进入测量模式405。该模式能通过个人化校准参数及校准方程式确定被测者的收缩压和舒张压，其具体过程将在后面详细说明。下一步，在步骤406中，通过在步骤405所测得的收缩压和舒张压可被输出并显示。当确定出血压之后，测得的血压值将被传送给步骤407以进行是否正常的判断，如果血压值不在正常值范围内，则系统会发出错误信息，并于408显示出来。如果需要另外的血压测量，则步骤409将重复步骤401、402、403、404、405、406、407和408。以下将对上述2个主要步骤402和405(即，校准步骤和测量步骤)进行详细说明。
图5为本发明方法在校准模式操作时的流程图。在本实施例中，其进行校准所利用的参数和方程如下。
PT＝(1/Ptt)(c1)Dc＝PPGpc-PPGfc(c2)Mscal＝(BPsc-Ksconst)/PT (c3)Mdcal＝(BPdc-Kdconst)/PT (c4)其中，Ptt是由心电信号与光电容积描记信号确定的脉搏波传输时间；PT正如方程(c1)所述，是脉搏波传输时间的倒数；PPGpc是在校准模式中的光电容积描记信号顶端点的时间值；PPGfc是在校准模式中的光电容积描记信号底端点的时间值；Dc正如方程(c2)所述，是在校准模式中的光电容积描记信号顶端点与底端点的时间差(即，光电容积描记信号的上升沿时间)；BPsc是输入的标准收缩压，Ksconst是方程(c3)的收缩压常数，其数值可以是45；Mscal是根据方程(c3)所计算出的收缩压参数；BPdc是输入的标准舒张压；Ksconst是方程(c3)的舒张压常数，其数值可以是30；Mdcal是根据方程(c4)所计算出的舒张压参数；从上述公式(c1)～(c4)可以看出，在校准模式中，通过输入标准的收缩压或舒张压并利用所测得的相应的脉搏波传输时间，就可以确定出血压测量公式的具体表达式。
具体来说，如图5所示，在步骤501中，使用者通过键盘输入利用标准血压计测得的血压BPsc和BPdc，并将它们保存在存储单元当中。下一步，步骤502的功能是找出心电信号的顶端点、光电容积描记信号的顶端点及底端点，并将其相对应的时间记录下来。下一步，步骤503的功能是通过心电信号与光电容积描记信号找出脉搏波传输时间Ptt，并通过方程(c1)，找出PT值。具体来讲，通过在心电信号和光电容积描记信号中分别选择参考点，并测出心电信号的参考点与光电容积描记信号的参考点之间的时间间隔，就可以获得上述的脉搏波传输时间Ptt。注意，在选取心电信号中的参考点时，可以选取心电信号中的R型波信号上的点作为参考点。本实施例中，在心电信号中选取的参考点为其R型波的峰值点。另外，在选择光电容积描记信号中的参考点时，可以选取信号中的顶端点或底端点。本实施例中选择参考点的是光电容积描记信号中的底端点。关于脉搏波传输时间Ptt的具体计算过程以及心电信号和光电容积描记信号中参考点的选择可以参考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“作为动脉血压指标的脉搏传输时间”，心理生理学，卷18，第一部，页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“利用计算机算法确定脉搏波的速度”，美国心脏杂志，卷121，第五部，页1460-70，1991年)，这里不再赘述。接下来，步骤504的功能是通过方程(c2)找出光电容积描记信号的上升沿时间Dc，即光电容积描记信号顶端点PPGpc与底端点PPGfc的时间差。下一步，在步骤505中确定出脉搏波传输时间的总数是否达到默认值(例如10次)。使用单一的脉搏波传输时间去确定血压有许多不稳定因素，从而增加了血压测量的误差。在本发明实施例所述的方法中采用了10个脉搏波传输时间及10个上升沿时间的平均值。步骤502、503和504需要被重复直到10个脉搏波传输时间及10个上升沿时间被检测到为止。下一步，在步骤506中，计算10个脉搏波传输时间及10个上升沿时间的平均值以用作校准模式中的参数。下一步，在步骤507中，通过在校准模式中的平均PT及Dc值，加上方程(c3)和(c4)，计算出参数Mscal和Mdcal。下一步，在步骤508中，个人化参数Dc、Mscal和Mdcal被保存入存储单元，用于以后的血压测量。
图6为本发明方法在测量模式操作时的流程图。在本实施例中，进行测量所利用的参数和方程如下。
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，是脉搏波传输时间的倒数；PPGpm是在测量模式中的光电容积描记信号顶端点的时间值，PPGfm是在测量模式中的光电容积描记信号底端点的时间值；Dm正如方程(m1)所述，是在测量模式中的光电容积描记信号顶端点与底端点的时间差，即，光电容积描记信号的上升沿时间；Dc正如前述方程(c2)所述，是在校准模式中的光电容积描记信号顶端点与底端点的时间差；Rt正如方程(m2)所述，是Dm与Dc的时间差。BPsm是收缩压，Mscal正如方程(c3)所述，是在校准模式中计算出来的收缩压参数；Rsconst是收缩压的温度补偿常数，其数值可以是0.3；Ksconst是在方程(m3)的收缩压常数，其数值可以是45；BPdm是舒张压；Mdcal正如方程(c4)所述，是在校准模式中计算出来的舒张压参数；Rdconst是舒张压的温度补偿常数，其数值可以是0.03；Kdconst是在方程(m4)的舒张压常数，其数值可以是30。
从上述公式(m1)～(m4)可以看出，在测量模式中，通过将测得的脉搏波传输时间以及温度补偿因子(Rt)代入公式(m3)和(m4)，就可以得到经过温度补偿的更加准确的血压测量结果。
具体来讲，如图6所示，步骤601的功能是找出心电信号的顶端点、光电容积描记信号的顶端点及底端点，并将其相对应的时间记录下来。下一步，步骤602的功能是通过心电信号与光电容积描记信号找出脉搏波传输时间Ptt，并通过方程(c1)找出PT值。这里，与校准过程相类似，通过在心电信号和光电容积描记信号中分别选择参考点，并测出心电信号的参考点与光电容积描记信号的参考点之间的时间间隔，就可以获得上述的脉搏波传输时间Ptt。同样，在选取心电信号中的参考点时，可以选取心电信号中的R型波信号上点作为参考点。本实施例中，在心电信号中选取的参考点为其R型波的峰值点。另外，在选择光电容积描记信号中的参考点时，可以选取信号中的顶端点或底端点。本实施例中选择参考点的是光电容积描记信号中的底端点。同样，关于脉搏波传输时间Ptt的具体计算过程以及心电信号和光电容积描记信号中参考点的选择可以参考上述校准过程中提及的文献，这里不再赘述。接下来，步骤603的功能是通过方程(m1)找出光电容积描记信号的上升沿时间Dm，即光电容积描记信号顶端点PPGpm与底端点PPGfm的时间差。下一步，在步骤604中确定出脉搏波传输时间的总数是否达到默认值(例如10次)。使用单一的脉搏波传输时间去决定血压有许多不稳定因素，从而增加了血压测量的误差。在本发明实施例所述的方法中采用了10个脉搏波传输时间及10个上升沿时间的平均值。步骤601、602和603需要被重复直到10个脉搏波传输时间及10个上升沿时间被检测到为止。下一步，在步骤606中，计算10个脉搏波传输时间及10个上升沿时间的平均值用作测量模式中的参数。下一步，在步骤606中，通过在测量模式中的平均PT及Dm值、校准模式中的平均Dc值以及测量模式中的方程(m2)、(m3)和(m4)，就可以计算出待测的收缩压和舒张压。
应该注意的是，虽然以上对本发明的说明是参照其具体实施例来进行的。但本领域的普通技术人员应该明白，本发明并不仅限于上述具体实施例。例如，虽然在上述实施例中，血压的测量是结合光电容积描记信号和心电信号来进行的。但是，也可以只单一利用光电容积描记信号来测量血压。在这种情况下，同样可以采用本发明的方法来对光电容积描记信号进行温度补偿。另外，虽然在上述实施例中，用于对血压测量进行温度补偿的温度补偿因子是通过例如光电容积描记信号的上升沿时间而计算得到的。但采用光电容积描记信号的其它特征参量也是可行的，这些特征参量如光电容积描记信号波形中的信号幅值、下降沿时间、一阶导数幅值、二阶导数幅值以及频域幅值和频域相位等，这些特征参量都会随着温度的变化而发生相应的变化。总之，本发明的精神和范围是由附带的权利要求而不是具体实施例来定义的。
权利要求
1.一种采用温度补偿的基于光电容积描记信号的血压测量方法，其特征在于包括以下步骤1)在进行血压测量校准时，测量并记录血压测量所需的光电容积描记信号并根据所述信号确定出血压测量公式的具体表达式，同时还记录所述光电容积描记信号本身的特征参量；以及2)在进行实际血压测量时，将实际测得的血压测量所需的光电容积描记信号代入通过步骤1)确定出的所述血压测量公式以计算出血压值，同时利用所述光电容积描记信号本身的特征参量对血压测量结果进行温度补偿修正，从而获得精确的血压测量结果。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在所述步骤1)中，所述光电容积描记信号本身的特征参量包括以下特征参量a)时域特征包括信号幅值、上升沿时间以及下降沿时间；b)导数信号特征包括一阶导数幅值、二阶导数幅值；以及c)频域特征包括频域幅值和频域相位。
3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，在所述步骤1)中，所述光电容积描记信号本身的特征参量为信号的上升沿时间。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，所述光电容积描记信号的上升沿时间是通过计算同一心跳周期内的所述光电容积描记信号的底端点与顶端点之间的时间间隔而获得的。
5.根据权利要求2至4中的任何一项权利要求所述的方法，其特征在于，所述步骤1)进一步包括以下步骤测量并记录血压测量所需的心电信号，并且根据所述心电信号和所述光电容积描记信号确定出血压测量公式的具体表达式；所述步骤2)进一步包括以下步骤在进行实际血压测量时测量血压测量所需的心电信号，并将实际测得的所述光电容积描记信号和心电信号代入通过步骤1)确定出的所述血压测量公式以计算出血压值，同时利用所述光电容积描记信号本身的特征参量对血压测量结果进行温度补偿修正，从而获得精确的血压测量结果。
6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，所述步骤1)进一步包括利用所述心电信号和光电容积描记信号确定出脉搏波传输时间的步骤。
7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述脉搏波传输时间通过计算所述心电信号中的参考点与所述光电容积描记信号中的参考点之间的时间间隔而被确定。
8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，所述心电信号中的参考点为心电信号中的R型波信号上的参考点，
9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，所述心电信号中的参考点为R型波的峰值点。
10.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，所述光电容积描记信号中的参考点为信号中的顶端点或底端点。
11.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述步骤1)中的血压测量公式为Bpsm＝Mscal×PT+Ksconst(1)Bpdm＝Mdcal×PT+Kdconst(2)其中，Bpsm为待测的收缩压，Bpdm为待测的舒张压，PT为所述脉搏波传输时间的倒数，Mscal为收缩压参数，Mdcal为舒张压参数，Ksconst为收缩压常数，Kdconst为舒张压常数。
12.根据权利要求11所述的方法，其特征在于，所述步骤1)进一步包括以下步骤利用由标准血压计测得的收缩压和舒张压以及所述脉搏波传输时间，并根据所述公式(1)和(2)计算出所述收缩压参数和所述舒张压参数，从而确定所述血压测量公式(1)和(2)的具体表达式。
13.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，所述步骤2)进一步包括利用所述心电信号和光电容积描记信号确定出脉搏波传输时间的步骤。
14.根据权利要求13所述的方法，其特征在于，所述脉搏波传输时间通过计算所述心电信号中的参考点与所述光电容积描记信号中的参考点之间的时间间隔而被确定。
15.根据权利要求14所述的方法，其特征在于，所述心电信号中的参考点为心电信号中的R型波信号上的参考点。
16.根据权利要求15所述的方法，其特征在于，所述心电信号中的参考点为R型波的峰值点。
17.根据权利要求14所述的方法，其特征在于，所述光电容积描记信号中的参考点为信号中的顶端点或底端点。
18.根据权利要求13所述的方法，其特征在于，在所述步骤2)中，通过利用在实际血压测量时记录的所述光电容积描记信号的上升沿时间以及在血压测量校准时记录的所述光电容积描记信号的上升沿时间，可以对血压测量结果进行温度补偿修正，从而获得精确约血压测量结果。
19.根据权利要求18所述的方法，其特征在于，所述步骤2)采用的含有温度补偿项的血压计算公式为Bpsm＝Mscal×PT+Rt×Rsconst+Ksconst(3)Bpdm＝Mdcal×PT+Rt×Rdconst+Kdconst(4)其中，Bpsm为待测的收缩压，Bpdm为待测的舒张压，PT为所述脉搏波传输时间的倒数，Mscal为收缩压参数，Mdcal为舒张压参数，Ksconst为收缩压常数，Kdconst为舒张压常数，Rsconst为收缩压的温度补偿常数，Rdconst为舒张压的温度补偿常数，Rt则为实际血压测量时记录的所述光电容积描记信号的上升沿时间与在血压测量校准时记录的所述光电容积描记信号的上升沿时间之差。
全文摘要
本发明公开了一种采用温度补偿的基于光电容积描记信号的血压测量方法，包括1)在进行血压测量校准时，测量并记录血压测量所需的光电容积描记信号并根据该信号确定出血压测量公式的具体表达式，同时还记录光电容积描记信号本身的特征参量；以及2)在进行实际血压测量时，将实际测得的血压测量所需的光电容积描记信号代入通过步骤1)确定出的血压测量公式以计算出血压值，同时利用光电容积描记信号本身的特征参量对血压测量结果进行温度补偿修正，从而获得精确的血压测量结果。通过利用光电容积描记信号本身特征随温度变化的规律来表征温度变化情况，并利用该规律对温度变化对血压测量造成的误差进行补偿，就可实现温度补偿的自动校正。
文档编号A61B5/021GK1582845SQ0315380
公开日2005年2月23日 申请日期2003年8月22日 优先权日2003年8月22日
发明者张元亭, 叶龙, 滕晓菲 申请人:香港中文大学