一种基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法
【技术领域】
[0001] 本发明涉及的是一种生物医疗信息处理技术领域的系统及方法，具体是通过对腕 部血压波震荡信号的采集、处理和分析计算心脏每搏血量的方法。
【背景技术】
[0002] 每搏输出量（SV)是心脏功能的一个重要指标，在心率已知的前提下，可由此直接 测量出心输出量（C0)。多普勒超声心动图法是临床无创测量SV(或C0)的最常见方法，但 是它的精度一般，更准确的方法，例如热稀释方法（已成为C0监测的"金标准"）需要在肺 动脉处插入导管，有创的检测方法易引起并发症的风险，或者无法提供连续监测，且价格昂 贵，不适用于家庭日常监护。
[0003] 因此有必要为临床以及日常健康监护上开发一个能够连续监测SV，并且低成本、 易操作的新方法。动脉脉搏波分析是近年来的研究热点，这些方法的优点是基于能够无创 连续地获取的外周动脉压力曲线估测SV，比较适用于家庭检测。
【发明内容】
[0004] 以下给出一个或多个方面的简要概述以提供对这些方面的基本理解。此概述不是 所有构想到的方面的详尽综览，并且既非旨在指认出所有方面的关键性或决定性要素亦非 试图界定任何或所有方面的范围。其唯一的目的是要以简化形式给出一个或多个方面的一 些概念以为稍后给出的更加详细的描述之序。
[0005] 本发明的目的在于解决上述问题，提供了一种基于脉波分析法计算心脏每搏血量 的检测方法，可以实现无创连续测量每搏血量（SV)，从而为日常家庭健康监测提供了简便 可靠的新的评价指标。
[0006] 本发明的技术方案为：本发明揭示了一种基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检 测方法，包括：
[0007] 对气泵进行加压，带动袖带充气；
[0008] 进行袖带振荡压力波的检测；
[0009] 检测输出的信号经过低通滤波和运放处理；
[0010] 在芯片内对经过低通滤波和运放处理后的信号再进行数字滤波；
[0011] 基于数字滤波后的信号，利用脉图法计算每搏血量。
[0012] 根据本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的一实施例，对气泵 的加压采用线性加压的方式。
[0013] 根据本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的一实施例，对振荡 压力波的检测是用血压测量装置实现的，所述血压测量装置包括气泵、电磁阀、袖带以及位 于袖带内的气囊、压力传感器、主芯片、数据传输模块，主芯片通过一驱动器连接气泵以控 制气泵线性加压，气泵连接袖带内的气囊，随着气泵的线性加压带动袖带充气，主芯片通过 电磁阀连接袖带，压力传感器位于袖带内，检测袖带内的振荡压力波，且在压力传感器和主 芯片之间设有运放电路和低通滤波电路，检测到的振荡压力波经过运放和滤波后输入到与 压力传感器连接的主芯片，主芯片中设有数字滤波单元，对采样到的针对压力波的数据进 行数字滤波。
[0014] 根据本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的一实施例，气泵通 过指令控制将袖带气囊压力加压至指定的范围并维持恒定，连续采集实时的脉搏波数据。
[0015] 根据本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的一实施例，振荡压 力波是在桡动脉上检测的，利用脉图法计算每搏血量（SV)的计算方式为：
[0024] 其中Asys为压力曲线的收缩期部分所包络的面积；T。、W。、H。是心动周期、体重和 身高的常数，T、W、Η为样本的实际心动周期、体重和身高；PB、Pe、PH、PE1、PF、PB1分别为收缩 期开始点、收缩早期拐点、收缩期峰值点、收缩晚期拐点、重搏波切迹点、舒张期结束点的压 力，tB、tc、tH、tE1、tF、tB1是PB、Pc、PH、PE1、PF、PB1点所对应的时刻；K为末梢动脉平均压力常 数与样本实际压力的比值；ak、ap_k、aptl~apt9、aHR、aw、aHW为计算公式所涉及的系数，通过样 本数据拟合得到。
[0025] 根据本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的一实施例，T。、W。、 H。 的值分别是1. 0秒、70公斤、175cm，通过样本数据拟合得到的系数ak、ap_k、aptl~apt9、aHR、 aw、aHW 的值分别是 317. 0、0· 405、-0· 0828、1. 652、2· 40、0· 0914、-0· 0110、31· 929、-0· 0331、 I. 307、0. 0932、1. 660、0. 963、-0. 408。
[0026] 本发明对比现有技术有如下的有益效果：本发明以腕上测量方式即可完成血压和 脉搏波的采集检测，在经过滤波、去干扰、提取特征点等处理后，基于脉波分析法计算出心 脏每搏血量。相较于传统技术，本发明能够利用安装在手腕上的血压测量装置来获取脉波 信号，从而估测心脏每搏血量SV，该方法完全无创，可实现对SV的连续监测，并且操作简单 方便，便于用户在家中使用。
【附图说明】
[0027] 图1示出了本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的较佳实施 例的流程图。
[0028] 图2示出了在本发明的检测方法中所使用的血压测量装置的原理图。
[0029] 图3示出了本发明的作为示例的提取脉搏波图的六个特征点的示意图。
【具体实施方式】
[0030] 在结合以下附图阅读本公开的实施例的详细描述之后，能够更好地理解本发明的 上述特征和优点。在附图中，各组件不一定是按比例绘制，并且具有类似的相关特性或特征 的组件可能具有相同或相近的附图标记。
[0031] 在介绍本发明的方法之前，先说明在本发明中使用到的血压测量装置的原理。请 参见图2,血压测量装置包括气泵、电磁阀、袖带以及位于袖带内的气囊、压力传感器、主芯 片、数据传输模块。
[0032] 主芯片通过一驱动器连接气泵以控制气泵线性加压，气泵连接袖带内的气囊，随 着气泵的线性加压带动袖带充气。在本实施例中，主芯片可基于上位机的指令控制气泵加 压至设定的压力范围。主芯片通过电磁阀连接袖带，压力传感器位于袖带内，检测袖带内的 振荡压力波，经采样后输入到与压力传感器连接的主芯片，数据传输模块将采集到的数据 传输到上位机，上位机是指安装了血管健康分析和管理模块的计算机或移动设备。数据传 输模块分为有线传输接口和无线传输接口。在本实施例中，有线传输接口是USB接口，无线 传输接口是蓝牙接口。
[0033] 装置还包括电源管理模块，电源管理模块进一步包括锂电池、充电保护装置以及 电压触控电路。
[0034] 在完成血压测量后，主芯片控制电磁阀开启阀门进行放气，待放气完成后再关闭 阀门，根据计算得到的血压值，重新加压并保持在舒张压附近，采集此压力状态下的脉博波 数据，进行平均动脉压的计算。此外，较佳的，在压力传感器和主芯片之间设有运放电路和 低通滤波电路，在本实施例中配置为两路的运放和低通滤波电路。压力传感器检测到的振 荡压力波经过运放和滤波之后分两路输入到主芯片。而主芯片中设有数字滤波单元，对采 样的振荡压力波的数据进行数字滤波后得到血压数据。
[0035] 图1示出了本发明的基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法的较佳实施 例的流程图。请参见图1，本实施例的检测方法的具体实施步骤如下。
[0036] 步骤S1:对气泵进行加压，带动袖带充气。
[0037] 血压测量装置的主芯片通过一驱动器连接气泵以控制气泵线性加压，气泵连接袖 带内的气囊，随着气泵的线性加压带动袖带充气。气泵通过指令控制将袖带气囊压力加压 至指定的范围并维持恒定，连续采集实时的脉搏波数据。
[0038] 步骤S2:进行袖带振荡压力波的检测。
[0039] 压力传感器位于袖带内，通过压力传感器来检测袖带内的桡动脉上的振荡压力 波。
[0040] 步骤S3:检测输出的信号经过低通滤波和运放处理。
[0041] 在压力传感器和主芯片之间设有运放电路和低通滤波电路，压力传感器检测到的 振荡压力波经过运放和滤波之后分两路输入到主芯片。
[0042] 步骤S4 :在芯片内对经过低通滤波和运放处理后的信号再进行数字滤波。
[0043] 主芯片中设有数字滤波单元，对采样的振荡压力波的数据进行数字滤波后得到血 压数据。
[0044] 步骤S5 :基于数字滤波后的信号，利用脉波分析法计算心脏每搏血量。
[0045] 依据压力波形分析方法（PRAM)方法，心脏每搏血量（SV)与主动脉压力波形的收 缩期面积与特征阻抗的比值成正比，其中，特征阻抗是从一个完整的心跳周期的压力曲线 数据获得，计算公式为z= (P/t)*K(t)，因此心脏每搏血量SV=A/[(P/t)*K(t)]，其中A 为压力曲线的收缩期面积，P/t为压力P对时间t的解析导数，K(t)为末梢动脉平均压力常 数与样本实际压力的比值。
[0046] 但由于压力波形分析方法（PRAM)方法采用的是光电容积脉搏波传感器采集指端 脉搏波的检测方式，因此，本发明在此基础上改进了公式，优化了算法使之实用于桡动脉压 力传感器检测的方式。通过公式：
[0056]其中Asys为压力曲线的收缩期部分所包络的面积；T。= 1. 0秒，W。= 70Kg，H。= 175cm是心动周期、体重和身高的常数，T、W、Η为样本的实际心动周期、体重和身高；PB、Pc、 PH、PE1、PF、PB1是通过波形分析在压力波上识别出的六个特征点，分别为收缩期开始点、收缩 早期拐点、收缩期峰值点、收缩晚期拐点、重搏波切迹点、舒张期结束点，tB、te、tH、tE1、tF、tB1 是PB、Pc、PH、PE1、PF、PB1点所对应