专利名称：基于心音信号的血压测量方法及其装置的制作方法
技术领域：
本发明一般涉及血压的测量，特别涉及这样一种方法及装置，它通过利用心电信号顶端与下一个心音信号顶端之间的脉冲传送时间来计算病人的收缩压，平均压，舒张压，从而给出了一种能够以非侵入方式对血压进行连续测量的新方法和新装置。
背景技术：
现有的血压测量仪器可分为两大类a)用留置式动脉导管来直接测量血压的破损式(invasive)血压计b)用间接方法测量血压的无破损式(non-invasive)血压计。前者对病人是有一定危险性的，因为它可能引起感染和外出血。后者虽然比前者略欠精确，但却能够给病人带来安全、舒适和方便，因而被广泛应用于医院，诊所以及大范围的普查中，并且被越来越多关心自己血压情况的家庭和个人使用。
血压，作为个体身体健康状况的一个指示，正受到越来越多的关注，由此促进了各种间接测量血压方法的改进发展。当前，间接测量血压的方法主要包括音调测定血压计、脉搏血压计、光体积变化血压计以及脉冲传送时间法。
音调测定血压计(Tonometry)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，这时血管壁的内压和外压相等。通过对动脉加压，无需直接侵入血管就可使动脉压平。利用一组置于表面动脉上的压力传感器阵列来测量使动脉保持扁平的压力，所得出的结果就是与导管直接测量相似的波形，再用一定的运算法就可以从波形中计算出各个压力值。但是，这种血压计对传感器的位置、角度、加在动脉上的压力的大小都非常敏感，而且相对于其他血压计来说，它们的价格过昂贵，并没有取得市场上的成功。
脉搏血压计(Sphygmomanometer)利用一个可充气的袖带来阻断血流，并用一个水银压力计或者是无液压力计或者是电子压力计来测量压力。用一有活阀的橡皮球向袖带充气，或者在自动血压计上用可调式空气供给器充气。进行血压测量时，用手或自动开启橡皮球活阀放气以使袖带内的压力渐减。除了袖带和压力计以外，脉搏血压计的第三个重要组成部分是接听柯氏(Korotkoff)音的收听装置。充气式袖带被绑在病人的上臂上，当袖带充气膨胀时，它将阻断肱动脉。听诊器放在袖带末梢，肱动脉搏动处。当袖带内的空气慢慢排空，医生就用听诊器接听柯氏音。听诊法(Auscultatory method)依靠每个人对声音的敏感性和辨别力。所以，该方法由于人与人之间听力准确性的差别而加大了测量的误差。为提高试验的重复性，一些自动设备中采用扩音器来代替人耳工作。自动听诊装置用基于声音的运算法来估计收缩压和舒张压。扩音器的使用减少了对声音的辨别力，同时增加了对干扰声音的敏感度。但是，为使得自动测量的结果更加可靠，振动法应运而生。振动法(Oscillometricmethod)是测量袖带内压力震荡的幅度，该值是由血流通过血管并使血管壁膨胀而测得的。振动法的独特性在于用袖带内的空气量来监测血流的压力值。这种方法可以用来测量紧急救护病人和特重看护病人的柯氏音。使用时，将充气的袖带绑在病人的上臂上。在放气过程中，袖带内的压力使细微的动脉搏动瞬间加倍。搏动瞬间的增加是由于血流通过肱动脉的时候还要抵抗袖带内存在的压力。该瞬间变化的压力被袖带内的压电传感器所感知。因此，袖带放气时，该传感器记录了所有的压力变化。与听诊法不同的是，振动法测量的是平均压，并利用它对收缩压、舒张压进行估计。Ramsey(1991)指出，振动法测量的唯一参数是平均动脉压，是一个可与收缩压、舒张压进行比较的最为有力的资料。因为它是袖带压力震荡幅度最大时测得的。该特性使得平均动脉压的值极为可靠，即使在血压过低、血管收缩以及脉搏过弱的情况下。当临床医生想用袖带式脉搏血压计获得准确的血压值时，选择合适大小的袖带是非常重要的。作用在动脉壁的压力假设是与外面袖带内的压力相等的。然而袖带内的压力是通过其中间的物质传递的。当袖带有足够的宽度和长度时，袖带内的压力就可以均匀地传递到底下的动脉。当一个小小的袖带用在一个过于粗大的手臂时误差就会产生。这时压力不能均匀地作用于袖带下具有一定长度的动脉，而是集中于一点。袖带式脉搏血压计的另一个问题是它不能频繁地进行测量。使用时，必须先用几秒钟的时间给袖带充气膨胀，使其压力达到例如160mmHg，然后以每秒钟两毫米汞柱的速度使压力下降，即，用50秒左右的时间使压力下降到60mmHg左右。这样一个完整的血压测定完成大概需要一分钟左右。而持续地用袖带阻拦手臂下段静脉血的汇流将影响到下一次在同一手臂上进行的血压测量的准确性。
光体积变化(Photoplethysmograph或PPG)血压计现在已是广为人知。它利用光来感知和记录心脏回圈过程中病人血流量的变化。由于它是无破损式的设备，人们就致力于用它来进行血压测量的研究。例如，在美国专利No.5,269,310中就公开了一种利用光体积变化法来进行血压测量的方法。该方法利用血压与血流量之间的关系来测出血压。虽然这种方法可以方便地进行无破损式的血压测量，但是它需要用电脑来辅助计算血压，并且仍然不能进行连续血压测量。
一种可用来频繁测量血压的方法是利用套在手指上的无破损式血压计。使用时，在病人的手指上套上一个乳胶手指套，该乳胶手指套内有一个装水的囊袋，有绝对的柔软度。水囊袋裏的水压刚好调整到低于病人的心脏舒张压。当心脏收缩以使血流流过手指尖时，手指尖将会胀大，从而对水压传感器产生压力。周边血流涌入指端产生的波动性的压力加上持续的水压就是压力传感器的输出值。手指上的破损式血压计是一个经济的无破损式的测量周边血压的方法。
还有一种叫做阻抗体积法(impedance plethysmograph)的方法，用来测量动脉膨胀时的体积变化。测量处动脉体积的变化可以改变了它的电传导性(阻抗)。把不同时间测得的值描图，就得到阻抗波形，类似于压力的光体积波形并估计出血压值。
然而，基于上述光体积法或是阻抗体积描计法的血压计都认为血压和血流体积变化是相关的，并从体积的变化中得到数据。虽然两者有时候是相似的，但并不是时时如此。所以，要无破损式地持续进行血压测量还需要一种很实际有用的方法。
还有一种方法是运用动脉压和脉搏波速度之间的关系来确定血压，其名称是脉搏波速度(Pulse wave velocity或PWV)或脉冲传送时间法(Pulse Transit Time或PTT)。从统计学观点看，脉搏波速度是年龄和血压的标志。一定距离内脉搏波速度与相应的脉冲传播时间是血管弹性的标志。当血压上升时，血管扩张，使得血管变硬，脉搏波速度加快。因此，脉搏波速度或者脉冲传送时间的变化可以得出血压的变化。用脉搏波速度测血压的原理将在后面得到一步描述。基于脉冲传送时间的血压监测仪器需要使用其他测血压的仪器(如袖带式血压计)来进行校正。
当校正时，需要测量安静状态和运动状态下的血压和脉冲传送时间。假设在安静状态下的血压和脉冲传送时间为P1和T1，而运动状态下它们分别为P2和T2，并且相关系数为M和C，则血压值P1和P2可以由以下公式表示P1＝M×T1+CP2＝M×T2+C观察上面的方程，由于P1、P2、T1和T2值是可以由测量时决定，而M和C则可以在校正时决定，则血压值可以单单由脉冲传送时间来获得。因此，在利用这种方法测量血压时，必须获得脉搏传输时间以及由校正而获得的相关系数M和C。通过脉搏传输速度来测量血压是无破损式的，并且可以连续测量。但是，由于传感器也可以测到肢体运动而产生的其他信号，从而加强了运动的伪影，因此这种方法并不适合在运动时候的连续测量。
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，其目的是提供一种新颖的无破损式连续血压测量方法及装置。
为了实现上述目的，根据本发明的第一个方面所述，它提供了一种基于心音信号的血压测量方法，该方法包括以下步骤1)从被测者身上采集心电信号；2)从被测者身上采集心音信号；3)在所述采集到的心电信号和心音信号上分别选择一个参考点；4)计算所述两个参考点之间的时间差；5)计算血压测量中所需的其它参数；以及6)通过将所述时间差以及所述其它参数代入一血压测量公式，以计算出血压测量结果。
在根据本发明第一个方面所述的方法中，所述心电信号上的参考点为心电信号中的R型波上的一点，优选地为R型波的顶端点。所述心音信号上的参考点为心音信号中的第二心音信号上的一点，优选地为第二心音信号的顶端点，最好利用第二心音信号的绝对值最大处作为其顶端点。
所述步骤4)中还可以包括对所述时间差取多次平均的步骤，所述多次平均优选地为至少10次。
在本发明的实施例中，所述步骤5)进一步包括利用预先测得的参考数据计算血压测量中所需的其它参数的步骤。所述预先测得的参考数据可以由外部设备输入，也可以从一存储设备中读取。
另外，在所述步骤5)中计算出来的血压测量结果可以为收缩压、平均压或舒张压。
根据本发明的第二个方面所述，它提供了一种基于心音信号的血压测量装置，该装置包括心电信号感应单元，用于感知被测者的心电信号；心音信号感应单元，用于感知被测者的心音信号并将其从声音信号转化为电信号；前期信号处理单元，用于对来自所述心电信号感应模块或所述心音信号感应模块的信号进行过滤和放大；以及数据处理器，它与所述前期信号处理单元耦合连接，用于接收所述心电信号及心音信号，并根据血压测量公式以及所述心电信号和所述心音信号对血压进行计算以获得血压测量结果。
在根据本发明第二个方面所述的装置中，所述装置还包括输入单元，它与所述数据处理器相连，用于输入计算血压所需的参数；以及存储单元，它与所述数据处理器相连，用于存储计算血压所需的参数和公式。另外，所述装置还可包括无线发送单元，它也与所述数据处理器相连，用于将所述数据处理器计算出的血压测量结果传送给远端接收装置以做进一步处理。所述装置还可包括一个外罩，用于支撑和摆放所述装置。
所述心电信号感应单元包括用于检测心电信号的传感器，该传感器可以采用但不限于三片传导电极，这三片传导电极的尺寸既可以相同也可以不同。
所述心音信号感应单元包括用于检测心音信号的传感器，该传感器可以采用具有一定厚度的薄膜，也可以采用麦克风，用以将所述心音信号从声音信号转换成电信号。
根据本发明所述的装置可被应用于诸如腕式手表的小型血压测量设备当中，方便病人长期佩戴使用，从而实现非侵入式的、连续的、小型化的血压测量。另外，在某些应用中，还可以利用无限数据传输模块将测得的血压值及对不正常血压值的报警信号用无线方式传给远处的专业医护人员，以便于医护人员对患者进行实时监控。
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用于说明如何利用心电信号及心音信号检测脉冲传送时间；图2为本发明方法在整体操作时的流程图；图3为本发明方法在调试模式操作时的流程图；图4为本发明方法在检测心电信号顶端及心音信号顶端时的流程图；图5为本发明方法在检测脉冲传送时间时的流程图；图6为本发明方法在利用各参数来计算血压时的流程图；图7为本发明方法的图解说明，用于解释血压与脉冲传送时间的关系；图8(a)、8(b)和8(c)分别为根据本发明实施例所述的血压测量装置在具体应用时的正视图、后视图以及侧视图；图9为根据本发明实施例所述的血压测量装置的结构示意框图。
具体实施例方式
首先将参考图1至图7对本发明实施例所述的方法进行具体说明。
在心电信号和心脏跳动的触发时间之间存在一定的关系。而且，心音信号和心脏跳动的完成时间存在一定的关系。心脏泵血以后血液开始流动，泵血结束后，血液被心脏瓣膜阻止流回心脏。第一心音是由于三尖瓣和二尖瓣的闭合而产生的。第二心音则是由肺动脉瓣和主动脉瓣而产生的。它们都是阻止血液从身体流回心脏。
心电信号与第二心音信号之间的时间差包含了血压资讯。在高血压的时候，血流加快，此时肺动脉瓣和主动脉瓣的关闭比正常时候快。结果，就会产生一个较短的心电信号与第二心音信号的时间差，被称为脉冲传送时间(pulse transit time或PTT)。
因此，在脉冲传送时间和血压之间存在着特定的关系。本发明就是基于上述原理来进行血压测量的。
通过对15个被测者的测量结果进行分析，可以得到脉冲传送时间与血压之间的关系，其结果如图7所示。脉冲传送时间和血压可以由以下的方程表示血压＝M×PTT+C其中，M和和C是该线性方程式的系数，对于不同的被测者，其数值是不一样的。因此，测量前必须先进行调测，以确定出与被测者相对应的线性方程的回归系数M和C。只要确定出上述方程中的系数M和C，就可以通过测量脉冲传送时间(PTT)来计算出血压值。其具体细节将在后面分别得到描述。
图1用于说明如何利用心电信号及心音信号检测脉冲传送时间。如图1所示，时间110、时间120和时间130分别代表心电信号和心音信号的时间幅值。时间110是心电信号的顶端，时间120是第一心音的顶端，时间130是第二心音的顶端。这些时间值代表了决定脉冲传送时间的参考值。脉冲传送时间140为时间110与时间130的时间差。脉冲传送时间140是用于预测收缩压、平均压和舒张压的指标。
如图1所示，心音信号的绝对幅值处被建议用作参考点，更具体的说，因为心音信号的幅度会经常变化，所以利用绝对值可以消除相位的影响，并提供更加准确的血压资讯。
图2为本发明方法在整体操作时的流程图。如图2所示，根据本发明所述用于测量血压的方法主要包括4个步骤。首先，在步骤210中进入调测模式。该模式中需要确定血压测量过程中所需的一些参数，其具体过程将在后面得到详细说明。然后，在步骤220中执行顶端检测算法，它用于决定心电信号110的顶端的时间位置与心音信号130的顶端的时间位置。接下来，在步骤230中，根据心电信号110与心音信号130的顶端之间的时间差来决定脉冲传送时间140的值。下一步，在步骤240中确定处脉冲传送时间的总数是否达到预设值(例如10次)。使用单一的脉冲传送时间去决定血压将存在许多不稳定的因素，从而增加血压检测的误差。在本发明实施例所述的方法中采用了10个脉冲传送时间的平均值。步骤220需要被重复直到10个脉冲传送时间被检测为止。下一步，在步骤250中，通过将步骤210的调测模式中所获得的血压测量参数以及步骤230所测得的平均时间差代入血压测量公式，就可以计算出血压，包括收缩压、平均压和舒张压。当确定出血压之后，测得的血压值将被传送给步骤260以进行是否正常的判断，如果血压值不在正常值范围内，则系统会发出错误资讯，并在步骤270中将血压测量结果显示出来。如果需要另外的血压测量，则步骤280将重复步骤210、220、230、240、250、260和270。
以下将对上述4个主要步骤210、220、230和250进行详细说明。
图3为本发明方法在调试模式操作时的流程图。如图3所示，在步骤310中，使用者通过输入键盘输入利用标准血压计测得的血压，并将它们保存在存储单元当中。在本实施例中，我们用Sys_cal代表舒张压、用Mea_cal代表平均压、用Dia_cal代表收缩压。这三个变量可以用阵列的形式存储，阵列的大小建议为三行四列。
下一步，步骤320的功能与步骤220的功能是一样的。
下一步，步骤330的功能与步骤230的功能是一样的。
下一步，步骤340的功能与步骤240的功能是一样的，其预设值跟步骤240的预设值(例如10)也是一样的。
上述步骤220、230和240将在后面得到进一步说明。
要建立一条个人化的线性回归线，至少需要四组的参考血压值和脉冲传送时间。然后，步骤350决定脉冲传送时间的组数，是否等于预设值，在本实施例中，其预设值为4。步骤320、330和340是需要被重复直到四组脉冲传送时间到达为止。
四组参考收缩压被分别存储为Sys_cal(1)、Sys_cal(2)、Sys_cal(3)和Sys_cal(4)。四组参考平均压被分别存储为Mea_cal(1)、Mea_cal(2)、Mea_cal(3)和Mea_cal(4)。四组参考舒张压被分别存储为Dia_cal(1)、Dia_cal(2)、Dia_cal(3)和Dia_cal(4)。而步骤320、330和340中计算出来的四组参考脉冲传送时间则被分别存储为PTT_cal(1)、PTT_cal(2)、PTT_cal(3)和PTT_cal(4)。在步骤360中，根据上述四组标准血压值及相应的脉冲传送时间，就可以通过以下方程确定出线性回归线中的各个回归系数M1、M2、M3、C1、C2以及C3Sys_cal‾=Σi=1nSys_cal(i)n]]>Mid_cal‾=Σi=1nMid_cal(i)n]]>Dis_cal‾=Σi=1nDis_cal(i)n]]>PTT_cal‾=Σi=1nPTT_cal(i)n]]>SSX_PTT=Σi=1nPTT_cal(i)2-n×PTT_cal‾2]]>SXY_Sys=Σi=1nSys_cal(i)×PTT_cal(i)-n×Sys_cal(i)‾×PTT_cal(i)‾]]>SXY_Mea=Σi=1nMea_cal(i)×PTT_cal(i)-n×Mea_cal(i)‾×PTT_cal(i)‾]]>SXY_Dia=Σi=1nDia_cal(i)×PTT_cal(i)-n×Dia_cal(i)‾×PTT_cal(i)‾]]>M1＝SXY_Sys/SSX_PTT(1)M2＝SXY_Mea/SSX_PTT(2)M3＝SXY_Dia/SSX_PTT(3)C1＝Sys_cal-M1×PTT_cal(4)C2＝Mea_cal-M2×PTT_cal(5)C3＝Dia_cal-M3×PTT_cal(6)
在上述方程中，i表示重复指标，n表示参考阵列的数量，其数值在本实施例中为4，M1和C1是用于建立收缩压线性回归方程的系数，M2和C2是用于建立平均压线性回归方程的系数，M3和C3是用于建立舒张压线性回归方程的系数。
下一步，在步骤370中，系数M1、M2、M3、C1、C2和C3被保存入存储单元，用于以后的血压测量计算。
图4为图2所示步骤220中在检测心电信号顶端及心音信号顶端时的流程图。如图4所示，在顶端检测的算法当中，为了减低操音信号所造成的影响，心电信号的幅度预值是需要被设定的。即当心电信号的幅度数值大于其幅度预值时才被应为是有效的心电信号，顶端点亦在此有效数值中找寻。所有心电信号的幅度数值是被归一化的，而且其数值范围应该在0和1之间。在本实施例中，心电信号的幅度预值是0.6并储存于步骤410。幅度预值的有效性是根据15位原被测者在实验中取得的。
下一步，在步骤420中，所有幅度数值大于幅度预值的心电信号才被保留，而其它小于幅度预值的信号则被删除。结果，所有幅度大于幅度预值的信号将形成一个新的次数组。在步骤430中，找出在新的次数组中幅度最大的心电信号数值，并找出相对应的时间值。而这时间值即是心电信号顶端点的位置。经过步骤410、420和430的处理之后，每次心跳的同时，心电信号的顶端点就可以被检测出来。最后，在步骤440中，根据心电信号顶端点的位置，亦把心音信号顶端点的位置检测出来。
图5为图2所示步骤230在检测脉冲传送时间时的流程图。如图5所示，在步骤510中，心电信号顶端点与心音信号顶端点的时间差被计算出来，该时间差被定义为脉冲传送时间。然后，在步骤520中，比较脉冲传送时间的数值是否超出预设的数值范围。在本实施例中，预设值的数值为200毫秒到400毫秒，其数值是根据15位被测者在实验中取得的。如果步骤510输出的脉冲传送时间超出了预设值的范围，则步骤520将会删除其脉冲传送时间并控制步骤220去重复另外一次的顶端点检测。如果检测到的脉冲传送时间在预设值的范围之内，则步骤530将把脉冲传送时间值保存入存储单元当中，用于以后的血压测量。脉冲传送时间的平均值是基于多个心跳次数而得到的，其次数在步骤240在被预先设定。在本实施例中，次数的预设值为10次。
图6为图2所示步骤250在计算血压时的流程图。如图6所示，在步骤610中，数据处理器通过用存储在存储单元内的相关系数来计算被测者的收缩压，其计算公式式为Sys_out＝M1×PTT_ave+C1 (7)其中，Sys_out表示被测者的收缩压，M1和C1是在调测模式中计算出来的相关回归系数，如图3所示，它们在步骤370中被保存起来。PTT_ave是由图5所示的脉冲传送时间计算程式算出来的参数，它在步骤530中被保存起来。
在步骤620中，数据处理器利用用存储在存储单元内的相关系数来计算被测者的平均压，其方程式为Mid_out＝M2×PTT_ave+C2 (8)其中，Mid_out表示被测者的平均压，M2和C2是在调测模式中计算出来的相关回归系数，如图3所示，它们在步骤370中被保存起来。PTT_ave是由图5所示的脉冲传送时间计算程式算出来的参数，它在步骤530中被保存起来。
在步骤630中，数据处理器利用用存储在存储单元内的相关系数来计算被测者的舒张压，其方程式为Dia_out＝M3×PTT_ave+C3(9)其中，Dia_out表示被测者的舒张压，M3和C3是在调测模式中计算出来的相关回归系数，如图3所示，它们在步骤370中被保存起来。PTT_ave是由图5所示的脉冲传送时间计算程式算出来的参数，它在步骤530中被保存起来。
最后，在步骤640中，测得的收缩压、平均压和舒张压被输出，然后控制权被交给步骤260，如图2所示。
图7为本发明方法的图解说明，用于解释血压与脉冲传送时间的关系。在图7中示出了一条基于被测者并用四组参考收缩压和四组脉冲传送时间建立起来的直线形的线性回归线。图中的方块表示出回归系数是-0.99001，其概率是0.00999。注意，在回归数据分析当中，回归系数(绝对值)越高和概率越低代表了建立线性回归线时其四组参考数据(收缩压和脉冲传送时间)与线性回归线之间的误差越小。其具体细节可参考Chatterjee Samprit 1938，“简单线性回归”(Simple Linear Regression)，inRegression analysis by example，New York，Wiley，2000。图7中的八组三角形显示了八组测量数据，其平均误差等于-5.3132mmHg，标准方差是7.6508mmHg，以上数值是根据标准血压计与本发明所述血压测量装置输出的血压值之间的误差所得的。
接下来将参考图9和图8(a)、8(b)及8(c)对本发明实施例所述的装置进行具体说明。
图9为根据本发明实施例所述的血压测量装置的结构示意框图。如图9所示，该装置包括心电信号感应单元910、心音信号感应单元920、前期信号处理单元930、输入单元940、存储单元950、数据处理器960、振荡器970以及无线发送单元980。
心电信号感应单元910用于感应由人体产生的电信号，在本发明所述装置中被用于收集心电信号。此感应单元不局限于干电极，也可以是湿电极。由心电信号感应单元910输出的心电信号被传送到前期信号处理单元930。心音信号感应单元920用于感应由人体产生的声音信号并将该声音信号转变为电信号，在本发明的实施例中它被用于收集心音信号。此感应器不局限于电容式麦克风，也可以是压电转换器。由心音信号感应单元920输出的心音信号也被传送到前期信号处理单元930。前期信号处理单元930用于在某一频带和波幅内过滤所选取的信号。在本发明所述装置中，心电信号感应单元910所感应的心电信号被调整为波幅增益系数等于1000，而且其频带被调整为5到40Hz。而心音信号感应单元920所感应的心音信号则被调整为波幅增益系数等于40，而且其频带调整为25到1000Hz。由前期信号处理单元930输出的信号被传送给数据处理器960。输入单元940主要用于调测模式，其输入的参数被储存于存储单元950。在本发明的实施例中，输入单元可以为键盘输入设备，当然也可以其它的输入设备。存储单元950保存着由使用者通过输入单元940输入的参数以及计算血压所需的公式(将在后面得到说明)。数据处理器960的功能是1)收集由前期信号处理单元处理的信号、检测心电信号和心音信号的顶端点、计算它们顶端点之间的时间差；2)收集通过输入单元940输入的参数，并在调试模式中计算系数；3)根据在调试模式计算出的系数，并且利用血压测量公式和实际测得的脉冲传送时间来计算收缩压，平均压和舒张压。另外，它还可以具有其功能，例如，将已计算出的血压传送给无线发送单元980。数据处理器960用振荡器970的信号作为其时钟信号。振荡器970提供一个时钟信号给数据处理器960，使其可以运行。无线发送单元980用于接收由数据处理器960计算出的血压值，并将其信号发送给显示器或远端接收装置以进行后期处理。
对于本领域的普通技术人员来说，由于上述装置中的各个组成部件都是公知的技术，例如，可通过以下参考文献获得它们的详细资料1)M.J.Burke，“用于干电极心率监视的低功率ECG放大器/探测器”(Low-power ECG amplifier/detector for dry-electrode heart ratemonitoring)，Medical & Biological Engineering & Computing，vol.32，pp.678-83，1994；2)Sergio Franco，“有源滤波器第一章，运算放大器及模拟集成电路设计-第二版”(Active FiltersPart I，in Design withOperational Amplifiers and Analog Integrated Circuits-2nd edition)，NewYork，The McGraw-Hill Companies，1997；3)赖麒文，“8051单芯片嵌入式系统入门与实务应用”，台北，文魁信息股份有限公司，2002；以及4)Ian Hickman，“第三章模拟与RF电路中的RF部分”(Part 3RF”，in Analog & RF Circuits)，Oxford，NewnesAn Imprint ofButterworth-Heinemann，1998，因此本文中不再对其做详细说明。
图8(a)、8(b)和8(c)分别为根据本发明实施例所述的血压测量装置在具体应用时的正视图、后视图以及侧视图。如图8(a)所示，薄膜810用于收集声学信号，它在本发明所述装置中被用作收集心音信号的心音信号感应单元，其薄膜具有一定的厚度(例如0.25毫米)。三片导电电极820、830和840用于收集电信号，它在本发明所述装置中被用作收集心电信号的心电信号感应单元，其大小可以一致也可以不一致。胸带850具有一定弹性，由绝缘体制成，它与插座860和870一起把本发明所述装置固定在被测者的胸前。薄膜810被固定在仪器外罩880的前方，并且向外微弯，用于获取更清晰的信号。三片导电电极820、830和840被平均固定在仪器外罩880的前方。薄膜880跟三片导电性电极被设计成由相等的距离突出外罩880，如图8(c)所示。仪器外罩880由类似于人造树脂的材料绝缘体制成，用来防止导电性电极820、830和840的短路。
如图8(b)和8(c)所示，集成块890被固定于仪器外罩880的背面。集成块890包括数据处理器、前期信号处理单元、存储单元、输入单元、振荡器以及无线发送单元；其功能是进行信号滤波、进行信增益控制、在调测模式中计算血压测量所需的参数、进行心电信号顶端点和心音信号顶端点的检测、进行心电信号顶端点和心音信号顶端点之间的时间差检测、储存一条关于脉冲传送时间与血压的线性回归方程、让使用者输入调测模式中的参数、根据调测模式中的系数、脉冲传送时间以及储存的方程式来计算收缩压、平均压和舒张压、以及将计算出的血压传输给接收端显示。
权利要求
1.一种基于心音信号的血压测量方法，该方法包括以下步骤1)从被测者身上采集心电信号；2)从被测者身上采集心音信号；3)在所述采集到的心电信号和心音信号上分别选择一个或多个参考点；4)计算所述心电信号上的参考点与对应的心音信号上的参考点之间的时间差；5)计算血压测量中所需的其它参数；以及6)通过将所述时间差以及所述其它参数代入血压测量公式，以计算出血压测量结果。
2.如权利要求1所述的血压测量方法，其特征在于，所述步骤6)中的血压测量公式包括以下公式血压＝M×PTT+C，其中，M和C为所述血压测量中所需的参数，PTT则为所述时间差。
3.如权利要求1或2所述的血压测量方法，其特征在于，所述心电信号上的参考点为心电信号中的R型波上的点。
4.如权利要求3所述的血压测量方法，其特征在于，所述心电信号上的参考点为心电信号中的R型波的顶端点。
5.如权利要求1或2所述的血压测量方法，其特征在于，所述心音信号上的参考点为心音信号中的第二心音信号上的点。
6.如权利要求5所述的血压测量方法，其特征在于，所述心音信号上的参考点为心音信号中的第二心音信号的顶端点。
7.如权利要求6所述的血压测量方法，其特征在于，所述第二心音信号的顶端点为第二心音信号中绝对值最大处的点。
8.如权利要求1或2所述的血压测量方法，其特征在于，所述步骤4)中还包括对所述时间差取多次平均的步骤。
9.如权利要求8所述的血压测量方法，其特征在于，所述多次平均为至少10次。
10.如权利要求1或2所述的血压测量方法，其特征在于，所述步骤5)进一步包括利用预先测得的参考数据计算血压测量中所需的参数的步骤。
11.如权利要求10所述的血压测量方法，其特征在于，所述预先测得的参考数据可以由外部设备输入，也可以从一存储设备中读取。
12.如权利要求1或2所述的血压测量方法，其特征在于，在所述步骤5)中计算出来的血压测量结果为收缩压、平均压或舒张压。
13.一种基于心音信号的血压测量装置，该装置包括心电信号感应单元，用于感知被测者的心电信号；心音信号感应单元，用于感知被测者的心音信号并将其从声音信号转化为电信号；前期信号处理单元，用于对来自所述心电信号感应模块或所述心音信号感应模块的信号进行过滤和放大；以及数据处理器，它与所述前期信号处理单元耦合连接，用于接收所述心电信号及心音信号，并根据血压测量公式以及所述心电信号和所述心音信号对血压进行计算以获得血压测量结果。
14.如权利要求13所述的血压测量装置，其特征在于，所述装置还包括输入单元，它与所述数据处理器相连，用于输入计算血压所需的参数；以及存储单元，它与所述数据处理器相连，用于存储计算血压所需的参数和公式。
15.如权利要求13所述的血压测量装置，其特征在于，所述装置还包括无线发送单元，它与所述数据处理器相连，用于将所述数据处理器计算出的血压测量结果传送给远端接收装置以做进一步处理。
16.如权利要求13所述的血压测量装置，其特征在于，所述装置还包括一个外罩，用于支撑和摆放所述装置。
17.如权利要求13所述的血压测量装置，其特征在于，所述心电信号感应单元包括用于检测心电信号的传感器。
18.如权利要求17所述的血压测量装置，其特征在于，所述传感器为三片传导电极。
19.如权利要求18所述的血压测量装置，其特征在于，所述三片传导电极的尺寸相同。
20.如权利要求13所述的血压测量装置，其特征在于，所述心音信号感应单元包括用于检测心音信号的传感器。
21.如权利要求20所述的血压测量装置，其特征在于，所述传感器为具有一定厚度的薄膜。
22.如权利要求20所述的血压测量装置，其特征在于，所述传感器为麦克风，用于将所述心音信号从声音信号转换成电信号。
全文摘要
本发明公开了一种利用人体心脏的电子触发时间以及心瓣膜的机械闭合时间来测量动脉血压的方法及装置。在血压测量中，心脏的电子触发时间是基于心电信号上的某一点，而心瓣膜的机械闭合时间则是基于心音信号上的某一点。本发明所述的血压测量方法运用了线性回归的方法，因此在测量前需要进行调测。本发明所述的血压测量装置是一种无损式、无腕带气囊式的血压测量装置，它可用于二十四小时监测被测者的血压。
文档编号A61B5/021GK1552282SQ03138059
公开日2004年12月8日 申请日期2003年5月29日 优先权日2003年5月29日
发明者张元亭, 叶龙, 沈祖尧 申请人:香港中文大学