一种基于心音信号的无创连续血压测量方法、装置及系统的制作方法
【技术领域】
[0001] 本发明涉及血压测量技术领域，尤其涉及一种基于心音信号的无创连续血压测量 方法、装置及系统。
【背景技术】
[0002] 血压是重要的生命体征之一。血压的测量不仅是临床上诊断和治疗心血管疾病的 重要依据，也是日常生活中及早预防、及早发现心血管疾病的重要手段。血压的测量方法可 以分为有创测量和无创测量、间歇测量和连续测量等多种，其中连续血压测量在分析血压 变异性、诊断潜在高血压和白大衣高血压、评价靶器官损害、评价抗高血压药物的疗效等方 面具有重要意义。
[0003] 目前，常用的无创连续血压测量方法有动脉张力法、容积钳制法和脉搏传导时间 法。
[0004] 动脉张力法（TonometryMethod)是通过对动脉血管壁施加一定的压力，使其呈扁 平状，以抵消血管壁内的周围应力，这样，将压力传感器放置在血管外壁就能实时监测血管 内壁的压力，获得逐拍的动脉压力波形。这种方法从原理上来说，只能测量桡动脉、股动脉 和颈动脉等浅表动脉的压力。从实用性上来说，还存在着可操作性的问题。首先是压力传 感器的定位问题。压力传感器必须足够小，并且精确地定位到所测动脉血管的正上方。这 一点，就连经验丰富的临床医生也通常难以做到。其次是施加的压力大小问题。压力太大 则会导致血管闭合，血流完全阻断，如果长时间连续测量还会导致被测者肢体缺血；压力太 小则无法抵消血管壁的应力，导致血管壁外所测压力并非血管内的实际压力，产生较大的 测量误差；只有压力合适、使血管扁平，才能获得较精确的结果。
[0005] 容积钳制法（VolumeClamp)是设计一个压力跟踪系统，自动跟随血压波动，使血 管钳制在恒定容积状态。其原理是：在正常的动脉血管中，当施加在血管外壁的压力大于血 管内压力时，血管收缩；当施加在血管外壁的压力小于血管内压力时，血管扩张；当施加在 血管外壁的压力等于血管内压力时，血管既不收缩也不扩张，其直径保持在恒定的状态而 不随血压的波动变化，此状态即"恒定容积"状态。反过来，只要通过自动调节施加在血管外 壁的压力，使血管钳制在恒定容积状态，那么血管外的压力就等于血管内的压力，就实现了 血压的无创连续测量。这种方法的优点是可以提供逐拍的连续血压测量，但是其缺点也很 明显。首先，测量的是手指部位的血压，容易受到血管收缩、微循环障碍等因素的影响。其 次，用光电容积描记法判断恒定容积状态，存在着固有的缺陷，因为除血管直径变化之外， 血管顺应性的改变也会导致光电信号的幅度变化。再次，同动脉张力法一样，也需要对被测 部位持续加压，长期的压力会使被测者感到不适。
[0006] 脉搏传导时间法有时也叫脉搏波速度法。脉搏传导时间（PulseTransitTime)是 脉搏波在某一段动脉血管内传播时所耗费的时间。脉搏波速度（PulseWaveVelocity)则 是脉搏波在某一段动脉血管内传播时的速度，等于这段血管的长度除以脉搏传导时间。用 脉搏传导时间来测血压是基于流体力学中管网内压力的传播速度与各点压力之间存在着 某种函数关系，因此，可以建立脉搏传导时间与血压之间的一组换算公式，然后根据这些公 式推算出血压。显然，这种方法彻底抛弃了袖带，也不需要对人体施加外在压力，给用户带 来了很大的方便。但是，它的缺点也很明显。首先，脉搏传导时间不仅受血压的影响，还受 动脉硬度、年龄、性别等因素的影响，单纯从脉搏传导时间来测血压可能会受到这些因素的 干扰。其次，由于脉搏传导时间与收缩压变化的相关关系较大，而与舒张压变化的相关关系 较小，所以它只对收缩压测量效果较好，对舒张压的测量偏差较大。
[0007]动脉张力法和容积钳制法的设备复杂，操作繁琐，不适合应用于便携式、穿戴式医 疗设备，也不适合于在医院外测量。因其都需要对血管施加一定的压力，所以长期使用会给 受试者带来一定的不适，并不适合于血压的长期连续测量。
[0008]脉搏传导时间法克服了以上两者的缺点，但它只对收缩压测量效果较好，对舒张 压的测量偏差较大。有鉴于此，本发明旨在提供一种新型的连续血压测量方法，不仅简单方 便，既适合于便携式、穿戴式医疗设备，又适合于在医院外测量和长期的连续血压测量，而 且对收缩压、舒张压、平均压都具有同样的测量精度。
【发明内容】
[0009]本发明提供一种基于心音信号的无创连续血压测量方法、装置及系统，不仅简单 方便，既适合于便携式、穿戴式医疗设备，又适合于在医院外测量和长期的连续血压测量， 而且对收缩压、舒张压、平均压都具有同样的测量精度。
[0010] 本发明采用以下技术方案：
[0011] 第一方面，本发明提供一种基于心音信号的无创连续血压测量方法，包括：
[0012] 获取被测者的心音信号；
[0013]提取所述心音信号的特征点；
[0014]根据所述特征点提取心音特征向量；
[0015]从血压回归模型库中调取与所述被测者对应的血压回归模型，将所述心音特征向 量输入所述血压回归模型中估算出血压。
[0016]进一步地，所述特征点为第二心音信号的顶点或底点。
[0017]进一步地，所述根据所述特征点提取心音特征向量，具体为：
[0018] 以所述第二心音的顶点或底点为中心，截取一段预设长度时间窗的心音波形信 号；
[0019]对所述心音波形信号作傅里叶变换，获得所述心音波形信号的傅里叶频谱；
[0020] 将所述傅里叶频谱进行归一化处理，获得归一化后的傅里叶频谱；
[0021]在所述归一化后的傅里叶频谱的50Hz至400Hz频段，以预设间距，提取预设个数 的频谱幅度值作为特征点，得到一个多维心音特征向量，所述多维心音特征向量的维数与 所述预设个数相同。
[0022] 进一步地，所述血压回归模型由支持向量机方法对所述心音特征向量进行训练得 至IJ，包括：
[0023]获取所述被测者的血压，所述血压与所述心音信号同步采集；
[0024]对所述多维心音特征向量采用支持向量机方法进行训练，得到血压回归模型。
[0025]进一步地，所述血压包括收缩压、舒张压和平均压，所述血压回归模型为收缩压回 归模型、舒张压回归模型和平均压回归模型。
[0026] 进一步地，所述提取所述心音信号的特征点，具体为：
[0027] 对所述心音信号进行降采样处理；
[0028] 采用香农包络算法识别第一心音和第二心音，检测出所述第二心音的顶点，取所 述顶点为特征点。
[0029] 第二方面，本发明提供一种基于心音信号的无创连续血压测量装置，包括：
[0030] 心音信号获取模块，用于获取被测者的心音信号；
[0031] 心音信号特征点提取模块，用于提取所述心音信号的特征点；
[0032] 心音特征向量提取模块，用于根据所述特征点提取心音特征向量；
[0033] 血压估算模块，用于从血压回归模型库中调取与所述被测者对应的血压回归模 型，将所述心音特征向量输入所述血压回归模型中估算出血压。
[0034] 进一步地，所述特征点为第二心音信号的顶点或底点。
[0035] 第三方面，本发明提供一种基于心音信号的无创连续血压测量系统，包括拾音装 置和智能终端，所述智能终端通过耳机话筒与所述拾音装置的声音输出端连接，所述智能 终端配置有上述基于心音信号的无创连续血压测量装置。
[0036] 进一步地，所述拾音装置为听诊器，所述智能终端为智能手机，所述智能手机的耳 机话筒塞入所述听诊器的橡皮管，所述智能手机通过话筒获取所述听诊器采集到的被测者 的心音信号。
[0037] 本发明提供的技术方案带来以下有益效果：