基于PPG收缩期上升波形特征的血压测量、装置及设备

基于ppg收缩期上升波形特征的血压测量、装置及设备
技术领域
1.本发明涉及无创血压测量技术领域，具体涉及一种基于ppg收缩期上升波形特征的血压测量、装置及设备。


背景技术：

2.血压是反映人体生理健康状况的一项重要生理参数，也是评估心血管疾病风险的重要指标。血压持续高于正常水平会使患者患心脑血管疾病和肾病的风险升高，血压持续低于正常水平会导致患者头晕乏力，严重的低血压会导致重要内脏器官灌注不足。持续血压监测能及时发现血压异常，在对检测、控制和治疗血液动力学疾病方面比间歇性血压检测更有效。目前无创血压测量“黄金标准”是水银血压计，但需要专业的医护人员进行操作，袖带式电子血压计因操作简便而在临床得到广泛使用，但这两种方法都属于间歇式血压检测，袖带加压会阻断血管的血压流动，并不适用于长期血压检测和管理，且在手腕或手臂受伤、特殊作业的情况下无法使用。
3.光电容积脉搏波(photoplethysmography，ppg)是一种利用氧合血红蛋白和血红蛋白对光具有不同吸收率的特性，进行血管容积检测的方法。由于ppg和动脉血压在形态上的具有相似性，且具有成本低、体积小、使用方便的特点，因此被认为是实现连续无创血压监测的最适合方法。目前利用ppg信号估计血压的方法可以分为三种：第一种是基于同步采集心电信号和ppg信号进行血压估算，通过计算脉冲到达时间(pulse arrival time，pat)进行血压估算。这种方法要同步采集ecg(心电图)和ppg信号，增加了血压测量系统的复杂性，且pat的计算易受心脏预射血期的影响，从而影响血压估算精度。第二种是基于从人体不同部位同步采集的ppg信号进行血压估算，通过计算ppg脉冲从近端到远端的脉搏传导时间(pulse transit time，ptt)进行血压估算。这种方法需要多个传感器，且对传感器间的相对位置要求严格。第三种是基于到单通路ppg信号的特征参数进行血压估算。由于ppg信号易受运动伪影、肤色等影响，且ppg波形随外周阻力和血管壁硬化程度而变化，目前基于单通路ppg特征参数的血压计算结果准确度不高，重复性不好。
4.因此为实现基于ppg信号的无创血压连续监测中存在的这些问题，需探索一种简单有效的通过提取ppg信号特征进行血压值准确计算的方法和仪器。


技术实现要素：

5.针对现有技术存在的不足，本发明提出一种基于ppg收缩期上升波形特征的血压测量、装置及设备，以解决现有技术中存在的无创血压过于复杂，且准确度低，重复性差的技术问题。
6.一种基于ppg收缩期上升波形特征的血压测量方法，包括：根据预设的时间间隔，周期性采集一段数字化的ppg信号，得到多个周期性的ppg信号；对采集到的所述ppg信号进行预处理，得到目标ppg信号；对所述目标ppg信号进行求微分处理，得到目标ppg信号的微分信号，根据所述微分信号和所述目标ppg信号绘制目标波形图像，根据目标波形图像获取
所有的波谷点和波峰点；采用自适应阈值法对所述波谷点和所述波峰点进行筛选，获取每个完整心跳周期的主波波谷和主波波峰；截取各个所述完整心跳周期的主波的波谷至波峰段信号，作为收缩期上升波形；根据所述收缩期上升波形，获取所述收缩期上升波形的特征参数，并计算所述特征参数的平均值；根据所述特征参数的平均值，计算收缩压和舒张压，并根据所述收缩压和所述舒张压计算平均压和脉压差。
7.在其中一个实施例中，所述预处理包括高通滤波处理、低通滤波处理和归一化处理。
8.在其中一个实施例中，所述归一化处理的如下公式：
[0009][0010]
其中，xn(i)为归一化处理后的值，x(i)为归一化处理前的值，x
min
为归一化处理前数据中的最小值，x
max
为归一化处理前数据中的最大值。
[0011]
在其中一个实施例中，根据所述收缩期上升波形，获取所述收缩期上升波形的特征参数，并计算所述特征参数的平均值步骤，包括：根据所述目标波形图像，获取收缩期上升波形中每个周期波谷到波峰的时间差作为持续时间suwt，suwt的表达式如下：
[0012][0013]
其中，pi为ppg第i个周期的主波波峰点时间(i≤n，n为ppg峰值点个数)，bi为ppg第i个周期的起始波谷点时间；根据所述目标波形图像，获取所述收缩期上升波形与时间轴围成的面积suws，suws的表达式如下：
[0014][0015]
其中，suwsi为收缩期上升波形中第i个周期的收缩期上升波形与时间轴围成的面积；根据所述目标波形图像，获取斜率最大点与波谷连线和时间轴形成的夹角θ。
[0016]
在其中一个实施例中，根据所述特征参数计算收缩压和舒张压步的计算公式如下：
[0017]
收缩压：sbp＝s1+s2
×
suwt+s3
×
suws-s4
×
tanθ
[0018]
舒张压：dbp＝d1+d2
×
suwr-d3
×
tanθ
[0019]
其中，sbp为收缩压，dbp为舒张压，s1、s2、s3、s4以及d1、d2、d3为固定系数，suwr为suwt与一个完整心跳周期t的比值。
[0020]
在其中一个实施例中，根据所述收缩压和所述舒张压计算平均压和脉压的公式如下：
[0021]
map＝(sbp+2dbp)/3
[0022]
pp＝sbp-dbp
[0023]
其中，map为平均压，pp为脉压，sbp为收缩压，dbp为舒张压。
[0024]
一种基于ppg收缩期上升波形特征的血压测量装置，包括信号采集模块、信号处理
模块、特征提取模块和血压计算模块，其中：所述信号采集模块用于，根据预设的时间间隔，周期性采集一段数字化的ppg信号，得到多个周期性的ppg信号；所述信号处理模块用于，对采集到的所述ppg信号进行预处理，得到目标ppg信号；所述特征提取模块用于，对所述目标ppg信号进行求微分处理，得到目标ppg信号的微分信号，根据所述微分信号和所述目标ppg信号绘制目标波形图像，根据目标波形图像获取所有的波谷点和波峰点；所述特征提取模块还用于，采用自适应阈值法对所述波谷点和所述波峰点进行筛选，获取每个完整心跳周期的主波波谷和主波波峰；所述特征提取模块还用于，截取各个所述完整心跳周期的主波的波谷至波峰段信号，作为收缩期上升波形；所述特征提取模块还用于，根据所述收缩期上升波形，获取所述收缩期上升波形的特征参数，并计算所述特征参数的平均值；所述血压计算模块用于，根据所述特征参数的平均值，计算收缩压和舒张压，并根据所述收缩压和所述舒张压计算平均压和脉压差。
[0025]
在其中一个实施例中，所述血压计算模块还用于，根据所述收缩压和舒张压，计算平均压和脉压差。
[0026]
一种设备，包括存储器、处理器及存储在存储器上并可在处理器上运行的计算机程序，所述处理器执行所述计算机程序时实现上述各个实施例中所述的基于ppg收缩期上升波形特征的血压测量方法的步骤。
[0027]
由上述技术方案可知，本发明的有益技术效果如下：
[0028]
1.通过实时检测ppg信号，经过预处理和微分处理后，基于收缩期上升波形进行特征参数提取，从而根据特征参数计算对应的舒张压和收缩压，实现对血压的无创、连续、无约束的测量，而且方案的实现无需设置额外的传感器，也无需心电图采集，简单且易于操作。
[0029]
2.通过对目标ppg信号进行求微分处理后，再获取所有的波谷点和波峰点，能够提高波谷点和波峰点获取的准确性。
[0030]
3.通过获取多个周期的特征参数，并根据计算得到的特征参数的平均值，进行舒张压和收缩压的计算，有效防止了单通路ppg特征参数的血压计算结果不准的情况，从而提高了血压计算结果的准确性。
附图说明
[0031]
为了更清楚地说明本发明具体实施方式或现有技术中的技术方案，下面将对具体实施方式或现有技术描述中所需要使用的附图作简单介绍。在所有附图中，类似的元件或部分一般由类似的附图标记标识。附图中，各元件或部分并不一定按照实际的比例绘制。
[0032]
图1为一个实施例中基于ppg收缩期上升波形特征的血压测量方法的流程示意图；
[0033]
图2为一个实施例中目标波形图像的示意图；
[0034]
图3为一个实施例中基于ppg收缩期上升波形特征的血压测量装置的结构框图；
[0035]
图4为一个实施例中设备的结构示意图。
[0036]
附图标记：
[0037]
b-波谷点，p-波峰点，s-斜率最大点，suwt-波谷到波峰的时间差，suws-收缩期上升波形与时间轴围成的面积，t-一个完整心跳的周期，ppg-光电容积脉搏波，vpg-ppg信号的微分信号。
具体实施方式
[0038]
下面将结合附图对本发明技术方案的实施例进行详细的描述。以下实施例仅用于更加清楚地说明本发明的技术方案，因此只作为示例，而不能以此来限制本发明的保护范围。
[0039]
需要注意的是，除非另有说明，本技术使用的技术术语或者科学术语应当为本发明所属领域技术人员所理解的通常意义。
[0040]
在一个实施例中，如图1所示，提供了一种基于ppg收缩期上升波形特征的血压测量方法，方法包括以下步骤：
[0041]
s1根据预设的时间间隔，周期性采集一段数字化的ppg信号，得到多个周期性的ppg信号。
[0042]
具体地，按间隔时间δt采集一段数字化的ppg信号(可以是一路，也可以是多路，可以是透射式，也可以是反射式)，这里的ppg信号采集方法为现有技术，采集时长为l。采集间隔时间δt的取值为0.1s-10s，采集时长l取值为4s-20s。周期性采集即为采集一个时长l后，间隔时间δt后，再次采集一个时长l。ppg信号即为光电容积脉搏波(photoplethysmography，ppg)信号。
[0043]
s2对采集到的ppg信号进行预处理，得到目标ppg信号。
[0044]
具体地，需要对采集的ppg信号进行基本的高通滤波处理、低通滤波处理和归一化处理后，再进行后续步骤。
[0045]
在一个实施例中，预处理包括高通滤波处理、低通滤波处理和归一化处理。
[0046]
具体地，高通滤波器的截止频率选为0.1-1hz之间的任意一频率，低通滤波器截止频率选为5-30hz之间的任意一频率。
[0047]
在一个实施例中，归一化处理的如下公式：
[0048][0049]
其中，xn(i)为归一化处理后的值，x(i)为归一化处理前的值，x
min
为归一化处理前数据中的最小值，x
max
为归一化处理前数据中的最大值。s3对目标ppg信号进行求微分处理，得到目标ppg信号的微分信号，根据微分信号和目标ppg信号绘制目标波形图像，根据目标波形图像获取所有的波谷点和波峰点。其中xn(i)中的i则是指ppg信号中第i个数据点。
[0050]
具体地，目标波形图像如图2所示，找到ppg波形中的所有波谷点和波峰点。对ppg信号求微分，利用ppg微分信号(vpg)数值正负变化获得所有的波谷点和波峰点。
[0051]
s4采用自适应阈值法对波谷点和波峰点进行筛选，获取每个完整心跳周期的主波波谷和主波波峰。
[0052]
具体地，利用自适应阈值法对所有的谷值点和峰值点进行进一步筛选,获得各完整心跳周期内的主波波谷(图2中的b点)和波峰(图2中的p点)。
[0053]
s5截取各个完整心跳周期的主波的波谷至波峰段信号，作为收缩期上升波形。
[0054]
具体地，将收缩期上升波形段从各个周期的ppg信号中分割出来，即每个周期内从谷值点开始到谷峰之间的信号段(bp段)。收缩期上升波形(systolic upstroke waveform，suw)。
[0055]
s6根据收缩期上升波形，获取收缩期上升波形的特征参数，并计算特征参数的平
均值。
[0056]
具体地，如图2所示，收缩期上升波形的特征参数包括(1)同一周期波谷到波峰的时间差suwt；(2)收缩期上升波形的面积suws，即收缩期上升波形与时间轴围成的面积；(3)suwt与一个完整心跳周期t的比值suwr，这里的t与步骤s1的具体描述中的t的值相同，均为一个周期的时间长度；(4)斜率最大点s与波谷连线和时间轴形成的夹角θ的正切值，计算公式为：
[0057][0058]
其中，amp(si)为第i个ppg周期中s点的振幅，time(si)为第i个ppg周期中s点与起始波谷点的时间间隔。
[0059]
在一个实施例中，步骤s6包括：根据目标波形图像，获取收缩期上升波形中每个周期波谷到波峰的时间差作为持续时间suwt，suwt的表达式如下：
[0060][0061]
其中，pi为ppg第i个周期的主波波峰点时间(i≤n，n为ppg峰值点个数)，bi为ppg第i个周期的起始波谷点时间；
[0062]
根据目标波形图像，获取收缩期上升波形与时间轴围成的面积suws，suws的表达式如下：
[0063][0064]
其中，suwsi为收缩期上升波形中第i个周期的收缩期上升波形与时间轴围成的面积；
[0065]
根据目标波形图像，获取斜率最大点与波谷连线和时间轴形成的夹角θ。
[0066]
s7根据特征参数的平均值，计算收缩压和舒张压，并根据收缩压和舒张压计算平均压和脉压差。
[0067]
具体地，通过上述步骤s6中得到的特征参数的平均值进行血压计算，步骤s6中对提取的收缩期上升波形特征进行建模，从而基于步骤s6中的结果可以计算出较为可靠的血压测量结果。
[0068]
在一个实施例中，根据特征参数计算收缩压和舒张压步的计算公式如下：
[0069]
收缩压：sbp＝s1+s2
×
suwt+s3
×
suws-s4
×
tanθ
[0070]
舒张压：dbp＝d1+d2
×
suwr-d3
×
tanθ
[0071]
其中，sbp为收缩压，dbp为舒张压，s1、s2、s3、s4以及d1、d2、d3为固定系数，suwr为suwt与一个完整心跳周期t的比值。
[0072]
具体地，s1取值范围是100～120，s2取值范围是200～250，s3的取值范围是300～350，s4的取值范围是5～10。d1取值范围是30～60，d2取值范围是200～240，d3的取值范围是1～6。
[0073]
在一个实施例中，根据收缩压和舒张压计算平均压和脉压的公式如下：
[0074]
map＝(sbp+2dbp)/3
[0075]
pp＝sbp-dbp
[0076]
其中，map为平均压，pp为脉压，sbp为收缩压，dbp为舒张压。
[0077]
在一个实施例中，如图3所示，提供了一种基于ppg收缩期上升波形特征的血压测量装置，包括信号采集模块210、信号处理模块220、特征提取模块230和血压计算模块240，其中：
[0078]
信号采集模块210用于，根据预设的时间间隔，周期性采集一段数字化的ppg信号，得到多个周期性的ppg信号；
[0079]
信号处理模块220用于，对采集到的ppg信号进行预处理，得到目标ppg信号；
[0080]
特征提取模块230用于，对目标ppg信号进行求微分处理，得到目标ppg信号的微分信号，根据微分信号和目标ppg信号绘制目标波形图像，根据目标波形图像获取所有的波谷点和波峰点；
[0081]
特征提取模块230还用于，采用自适应阈值法对波谷点和波峰点进行筛选，获取每个完整心跳周期的主波波谷和主波波峰；
[0082]
特征提取模块230还用于，截取各个完整心跳周期的主波的波谷至波峰段信号，作为收缩期上升波形；
[0083]
特征提取模块230还用于，根据收缩期上升波形，获取收缩期上升波形的特征参数，并计算特征参数的平均值；
[0084]
血压计算模块240用于，根据特征参数的平均值，计算收缩压和舒张压，并根据收缩压和舒张压计算平均压和脉压差。
[0085]
在一个实施例中，血压计算模块240还用于，根据收缩压和舒张压，计算平均压和脉压差。
[0086]
在一个实施例中，提供了一种设备，该设备可以是服务器，其内部结构图可以如图4所示。该设备包括通过系统总线连接的处理器、存储器、网络接口和数据库。其中，该设备的处理器用于提供计算和控制能力。该设备的存储器包括非易失性存储介质、内存储器。该非易失性存储介质存储有操作系统、计算机程序和数据库。该内存储器为非易失性存储介质中的操作系统和计算机程序的运行提供环境。该设备的数据库用于存储配置模板，还可用于存储目标网页数据。该设备的网络接口用于与外部的终端通过网络连接通信。该计算机程序被处理器执行时以实现一种基于ppg收缩期上升波形特征的血压测量方法。
[0087]
本领域技术人员可以理解，图4中示出的结构，仅仅是与本技术方案相关的部分结构的框图，并不构成对本技术方案所应用于其上的设备的限定，具体的设备可以包括比图中所示更多或更少的部件，或者组合某些部件，或者具有不同的部件布置。
[0088]
显然，本领域的技术人员应该明白，上述本发明的各模块或各步骤可以用通用的计算装置来实现，它们可以集中在单个的计算装置上，或者分布在多个计算装置所组成的网络上，可选地，它们可以用计算装置可执行的程序代码来实现，从而，可以将它们存储在计算机存储介质(rom/ram、磁碟、光盘)中由计算装置来执行，并且在某些情况下，可以以不同于此处的顺序执行所示出或描述的步骤，或者将它们分别制作成各个集成电路模块，或者将它们中的多个模块或步骤制作成单个集成电路模块来实现。所以，本发明不限制于任
何特定的硬件和软件结合。
[0089]
最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围，其均应涵盖在本发明的权利要求和说明书的范围当中。