专利名称：基于桡动脉脉搏波的心血管机能参数检测分析方法及检测装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及传感器技术和生物医学工程学，特别涉及一种基于桡动脉脉搏波的心
血管机能参数检测分析方法及检测装置。
背景技术：
正常的血压是血液循环流动的前提，血压在多种因素调节下保持正常，从而提供 各组织器官以足够的血量，藉以维持正常的新陈代谢。血压过低过高都会造成严重后果，血 压消失是死亡的前兆，这都说明血压有极其重要的生物学意义。流行病学调查及大规模前 瞻性临床研究表明高血压与心脑血管病的发生和死亡显著相关，因此想要减少心脑血管事 件，必须有效控制血压水平。 血压测量方法大体可分为直接测量法和间接测量法两大类，直接测量比较准确， 可靠，但其技术要求较高，且有一定创伤性，所以仅适用于危重病人的抢救和大手术病人， 间接测量具有操作简单、无痛苦、易接受等优点，在临床上广泛应用。间接测量法又可分为 间歇式测量法和连续式测量法两大类，间歇式测量法主要以柯氏音法和示波法为代表；与 柯氏音法比较，示波法省去了一个脉搏拾音监侧单元，避开了外界声音振动的干扰，重复性 较好。用示波法判定收縮压和舒张压的方法基本有两种一种是波形特征法，通过识别血压 波形在收縮压和舒张压处的波形变化特征来判别血压值；另一种是幅度系数法，通过识别 与确定收縮压、舒张压与平均压之间的内在关系来判定血压值。传统的波形特征法都要求 建立一定的数学模型，利用复杂的数学运算来实现，对软件编程和硬件设计都提出了很高 的要求，常规采用恒定幅度系数的方法不能适应个体的变化，所以测量血压的方法需要改 进。 心脏射血后，血管腔内压力以压力波的方式顺着动脉壁向外周传播，并在阻力小 动脉部位产生反向折返，反向折返波与向外周传递的压力波产生重合，形成实际观察到的 压力波，即脉搏波。脉搏波呈现出的形态(波形)、强度(波幅)、速率(波速)和节律(周 期)等综合信息，很大程度上反映出人体心血管系统中许多生理病理的血流特征。按中医 理论健康人的脉象，随年龄的增长而变化，年轻人的脉象常带滑，老年人的脉象多带弦。不 同年龄段的人有不同的脉象，应采用不同的分析方法。 在人类的不断探索中，许许多多的能反映心血管机能的参数被人类从血压和脉 搏波的相关信息中提取出来，有心率(HR)、每分输出量(C0)、每搏输出量(SV)、心搏指数 (SI)、心脏指数(CI)等几十项。申请号为9414876. 9的中国专利能通过检测分析脉搏波信 息得到很多心血管机能参数，但其中有多项是经相互嵌套计算所得， 一项参数不准确可能 会影响其他参数的精度，增加分析误差。 申请号为200410014353. 3的中国专利公开了一种带血压测量的心血管功能检测 装置和方法，通过该检测装置和方法能得到用户的血压和脉搏波波形，通过分析也能得到 一些关于心血管状况的参数，但该专利中血压的测量是在放气阶段进行，测量时间较长。脉搏传感器固定在袖套装置上，外加气体压力影响了脉搏信号的稳定性，且该专利中是通过 USB电源接口电路将信号监测盒连接在计算机上，通过计算机的USB接口向信号检测盒的 各个部分供电，其中就有气泵部分，气泵部分给血压计袖带充气，与人体直接相连，如果计 算机的地线接的不是很合理，信号检测盒的电压可能会使人体受到伤害。
发明内容
本发明的目的是针对上文提出来的血压测量方法还有待改进，不同年龄段的人
脉象不同，提取心血管机能参数方法相同则会造成测量误差，以及心血管机能参数之间相
互嵌套很可能增加误差的问题，本发明专利提出了一种基于桡动脉脉搏波的心血管机能参
数检测分析方法以及据此设计的检测装置。
为了达到上述目的，本发明所采用的技术方案为 —种基于桡动脉脉搏波的心血管机能参数检测分析方法，其特征在于 它是一种通过分析实时采集的脉搏波序列，提取特征信息并计算心血管机能参数
的分析方法，其顺次由以下步骤组成 (1)用压力传感器从桡动脉处采集一组流动的脉搏波形序列p(n)和袖带压力值 序列v(n) ， n为采样点的时间序号，同时做如下处理 a)将脉搏波序列p(n)各点值除以最大值max (p (n))进行归一化，得到数值序列 pl(n); b)用小波分析的方法查找数值序列pl(n)中各峰值点，设定阈值ml = 0. l，滤除 pl(n)中峰值小于ml的脉搏波数值序列； c)滤除pi (n)中峰值间距小于120个点的峰值点，用高斯曲线拟合剩余峰值点序 列peakpoint (k)，用线性方程拟合袖带压力值序列v (n)，查找拟合后曲线的最大值，与该 点对应的袖带压力的值v(m)即为平均压MAP ; d)对高斯曲线模型和峰值点序列peakpoint(k)拟合后的曲线的单调性进行判 断； e)在该曲线的递增段与最大值之比为0.45-0.90的范围内查找该曲线的拐点(即 该曲线的一阶导数为正的最大值时所对应的曲线上的点)，与该点对应的气泵压力的值 v(d)即为舒张压DBP; f)在该曲线的递减段与最大值之比为0. 3-0. 75的范围内查找该曲线的拐点(即 该曲线的一阶导数为负的最大值时所对应的曲线上的点)，与该点对应的袖带压力的值 v(s)即为收縮压SBP; g)判断舒张压DBP和收縮压SBP的值，两者同时不为0时，停止采集数据，否则再 判断袖带压力值序列的值是否大于220，若是，则复位，重新测量，否则，返回(1);
h)脉压PP =收縮压SBP-舒张压DBP ; (2)用脉搏传感器从桡动脉实时采集脉搏波形q(n) ，n为采样点的时间序号，同时 做如下处理 a)将脉搏波形q(n)各点值除以最大值max (q (n))进行归一化，得到数值序列 ql(n); b)对数值序列ql (n)求一阶导数后平方，得到数值序列q2 (n_l);
c)设定阈值ml = 0. 0045，每三秒在q2 (n_l)上查找一次大于ml的峰值点，如果 存在记最后一个符合条件的点为Q;如果不存在重复c); d)设定阈值m2 = 0. 1，从与Q点对应的ql (n)上的点向后查找ql (n)中大于m2 的所有峰值点，并对这些峰值点进行判断，如果相邻两峰值点间的间距均在80 240个点 之间，记第一个峰值点为特征脉搏波起始点，继续采集8秒后停止采集，得到最终的特征波 序列Q(n)，否则返回(3);
(3)模版匹配 脉搏波包括主波、重搏前波和重搏波，将特征波序列Q(n)做微分处理并进行模板 匹配。有两种脉搏波模板，第一种脉搏波模板主波和重搏波较明显，重搏前波不明显，见附 图la ;第二种脉搏波模板主波和重搏前波较明显，重搏波不明显，见附图lb。两种模板的微 分波形见附图2所示，第一种模板的微分波形在最大值下降到最小值过程中没有拐点，第 二种模板的微分波形在最大值下降到最小值过程中出现拐点。 [OO27] (4)特征点的提取 脉搏波的特征点有5点，见附图3所示，b点主动脉开放点，即射血开始点，C点 主动脉压力最高点，e点反射波重合点，f点射血停止点，是心脏收縮与舒张的分界点，g 点重搏波重合点； a)查找特征波序列Q(n)微分后的波形的最大值点，从与该点对应的Q(n)上的点 向后查找Q(n)上最大值点即为c点，从该点向前查找Q(n)上最小值点即为b点；
b)对于与第一种模板对应的脉搏波形Q (n)，从c点往后查找距c点在(0， 0. 2T) 内的第一个极大值点即为e点，T为该特征波的周期；对于与第二种模板对应的脉搏波形 Q(n)，查找特征波序列Q(n)微分波形从最大值下降到最小值过程中出现的拐点，该拐点对 应的Q(n)中的点即为e点; c)对于与第一种模板对应的脉搏波形Q(n)，从后一个脉搏波的b点往前查找距b 点在(0. 3T，0. 55T)内的第一个极大值点即g点；对于与第二种模板对应的脉搏波形Q(n)， 从后一个脉搏波的b点往前查找距b点在(0. 35T，0. 65T)内的第一个极大值点即g点；
d)对于与第一种模板对应的脉搏波形Q(n)，从g点往前查找距b点在(0. 3T， 0.5T)内的第一个极小值点即f点；对于与第二种模板对应的脉搏波形Q(n)，从g点往前查 找距b点在(0. 36T，0. 55T)内的第一个极小值点即f点；
(5)心血管机能参数的计算
首先计算第m个特征波的心血管机能参数 〈1>设特征点b(m) 、 c(m) 、 e (m) 、 f (m) 、 g(m)点对应的采样点的时间序号分别是 tb (m) 、 tc (m) 、 te (m) 、 tf (m) 、 tg (m);特征点b (m) 、 c (m) 、 e (m) 、 f (m) 、 g (m)点对应的Q (n)上 的值分别是Q (b) (m) 、 Q (c) (m) 、 Q (e) (m) 、 Q (f) (m) 、 Q (g) (m); 〈2>计算增长指数AI (m) :AI (m) = [Q (e) (m) -Q (b) (m) ] / [Q (c) (m) -Q (b) (m)];
〈3>计算中心压SBP2 (m) ， SBP2 (m) = AI (m) *PP+DBP ; 〈4>计算脉率HR(m) :HR(m) = 60/T (m)，其中T (m)是第m个特征波的周期；
〈5>计算收縮时间TS(m) :TS(m) =tf(m)_tb(m); 〈6>用收縮压值SBP和舒张压值DBP标定特征脉搏波Q(n)，其中脉搏波波峰Q(c) (m)对应收縮压SBP，脉搏波波谷Q(b) (m)对应舒张压DBP，标定后的脉搏波序列Qq(n);
7
〈7〉计算左心负荷Sw(m^ f(")Qq(n)dt;〈8>计算心肌灌注Sd(m" f,(m、+1)Qq(n)dt;
〈9>计算心脏指数Sevr (m) = Sw (m) /Sd (m); 将q(n)中所包含的脉搏波所对应的各个参数AI (m) 、 SBP2 (m) 、 HR(m) 、 TS(m)、 Sw(m) 、Sd(m) 、Sevr (m)去除序列中的最大值和最小值后求平均值即得该次测量的心血管机 能各参数值AI、SBP2、HR、TS、Sw、Sd、Sevr ; 所述的心血管机能参数分析方法所设计的检测装置主要包括血压计袖带、脉搏 夹、脉搏传感器和脉搏采集盒及计算机，其中脉搏采集盒由包括控制芯片、分支器、气泵、气 调节装置、电磁阀、气压传感器、驱动电路、信号调理电路、光电耦合器和直流稳压电源在内 的部分组成，其特征在于所述的脉搏夹结构为包括二个铰接的夹钳，一个夹钳的前端夹 合面内设置脉搏传感器，二个夹钳的后端之间连接有弹簧，在自然状态下，弹簧伸展使二个 夹钳前端的夹合面对合，脉搏传感器的信号经过脉搏信号调理电路处理后输入控制芯片；
所述的气泵、电磁阀分别外接各自的驱动电路，各驱动电路均接入控制芯片，通过 控制芯片控制电磁阀与气泵的动作； 所述的分支器具有气室和输气口 ，输气口按其作用分为一个进气口和三个出气
口 ；气压传感器与其中一个出气口相连通，用于测量分支器内气流气压，所述的气压传感器
的的信号输出接入到气压信号调理电路，气压信号调理电路与控制芯片连接； 所述的气泵的出气口通过管道接到气调节装置的入气口 ，气调节装置的出气口与
分支器的进气口联通，分支器的其中一个出气口通过橡胶软管与血压计袖带连接； 所述的电磁阀通过压力橡胶管与分支器的其中一个出气口联通； 所述的直流稳压电源为控制芯片、各驱动电路、气压信号调理电路、脉搏信号调理
电路提供电源； 所述的气调节装置的结构为包括有壳体，壳体上口覆盖有弹性膜，壳体上口外壁 上旋合有压环，压环内边沿将弹性膜固定，弹性膜中央通过螺钉固定安装有质量块，所述的 螺钉、质量块和弹性膜组成共振机构；所述的压环壳体中间有隔板将壳体分隔成共振腔与 缓冲腔，共振腔上有入气口 ，缓冲腔上有出气口 ，隔板上有开孔，使得共振腔与缓冲腔联通， 所述的缓冲腔内填充有纤维。
本发明的有益效果 (1)本发明提出的处理血压相关数据的方法结合了示波法中的拐点法和幅度系数 法，在符合幅度系数要求的范围内查找拐点，在一定程度上弥补了单独用拐点法和单独用 幅度系数法求收縮压、舒张压的不足，使得对血压的测量更准确。 (2)本发明提出的处理脉搏波相关数据的方法中有一个模板匹配过程，对于不同 的模板，在查找脉搏波特征点时设定的查找范围不同，使得能够快速准确地得到脉搏波的 特征点，提高了该分析方法的速度和精度。
(3)本发明提出的心血管机能参数检测方法中的反映心血管机能状况的心血管参 数除中心动脉压外，均能直接测得，易于获取，降低了由于算法的选取而产生的误差，且没 有嵌套参数，避免了因一项参数有误导致多项参数有误的情况发生，提高了该方法的精度。
(4)本发明中，用脉搏夹固定脉搏传感器于腕部，该脉搏夹由控制芯片根据脉搏信号的强弱调节其松紧，脉搏信号强，脉搏夹变松，脉搏信号弱，脉搏夹变紧，使得采集过程更 加智能化，同时提高了分析数据的速度和准确性。 (5)本发明中，控制芯片控制气泵向血压计袖带充气，在充气支路中包含一个气调 节装置，气泵充气时，气体首先通过其调节装置的入气口进入到气调节装置的共振腔中，气 调节装置中的质量块和弹性膜组成共振机构，共振频率与进入共振腔的气体的脉动频率相 同，可以吸收气体中的脉动成分，被吸收脉动成分的气体再经过气调节装置的缓冲腔到出 气口 ，缓冲腔中的纤维可以缓冲气流的速度，在共振腔和缓冲腔的共同作用下，使气体匀速 地经出气口到分支器，再到血压计袖带，由于气体匀速到达血压计袖带，在不失准确性的前 提下，可以在充气阶段采集血压的相关数据，提高了血压相关数据采集的速度。
图1为本发明中模板匹配中的两种模板图； 图2为两种模板的微分波形； 图3为本发明中脉搏波特征点图。 图4为本发明中心血管参数检测分析方法流程图。 图5为本发明中检测装置的结构图。 图6为本发明检测装置中气调节装置结构图。 图7为本发明检测装置中分支器结构图。 图8为本发明中检测装置的连接示意图。 图9为心血管机能参数检测分析的工作流程图。 图10为本发明检测装置中的电路结构图。
具体实施例方式
下面结合附图和实施方式对本发明作进一步的详细说明。 图1为本发明中模板匹配中的两种模板图。 一种是波形缓和从容，重搏前波不明 显，另 一种是波形曲线形态僵硬，重搏波不明显。 图2为两种模板的微分波形。第一种模板的微分波形在最大值下降到最小值过程 没有拐点，第二种模板的微分波形在最大值下降到最小值过程有一个拐点。首先对脉搏、血 压采集系统传送过来的脉搏波数据构成的脉搏波波形进行微分，微分后的波形没有拐点， 脉搏、血压采集系统传送过来的脉搏波数据对应第一种模板，否则脉搏、血压采集系统传送 过来的脉搏波数据对应第二种模板。 图3为本发明中脉搏波特征点图。脉搏波的特征点有5点，b点主动脉开放点， 即射血开始点，C点主动脉压力最高点，e点反射波重合点，f点射血停止点，是心脏收 縮与舒张的分界点，g点重搏波重合点。 图4为本发明中心血管参数检测分析方法流程图。心血管参数检测方法中主要是 用压力传感器和脉搏传感器分别采集血压、脉搏相关数据，心血管参数分析方法中血压数 据分析方法主要是幅度系数法和拐点法相结合求血压值，脉搏波数据分析方法首先进行模 板匹配，对于与不同模板相对应的脉搏波采取不同的查找范围查找脉搏波的特征点，根据 脉搏波波形和特征点计算心功能参数。
图5为本发明中检测装置的结构图。本发明中的检测装置主要包括血压计袖带 1、脉搏夹4、脉搏传感器3和脉搏采集盒5及计算机2 ;其中脉搏采集盒5由包括控制芯片 5. 14、分支器5. 1、气调节装置5. 10、气泵5. 9、气泵调速电路5. 15、电磁阀5. 11、气压传感 器5. 2、驱动电路5. 8和5. 12、信号调理电路5. 13和5. 3、光电耦合器5. 4和直流稳压电源 5. 7在内的部分组成；直流稳压电源5. 7由变压器5. 6和直流稳压电路5. 5组成，用有隔离 作用的盒子封装后放在脉搏采集盒5中。 血压计袖带1、气调节装置5. 10、电磁阀5. 11和气压传感器5. 2通过压力橡胶管 与分支器5. 1实行机械连接，脉搏传感器3经脉搏夹4与脉搏采集盒5中的脉搏信号调理 电路5. 3实行电连接，气调节装置5. 10与气泵5. 9通过压力橡胶管相连，气泵5. 9、电磁阀 5. 11通过驱动电路5. 8和5. 12与控制芯片5. 14实行电连接，控制芯片5. 14通过气泵调 速电路5. 15与气泵5. 9实行电连接，气压传感器5. 2通过气压信号调理电路5. 13与的控 制芯片5. 14实行电连接，脉搏传感器3经脉搏夹4通过脉搏信号调理电路5. 3与控制芯片 5. 14实行电连接，控制芯片5. 14通过光电耦合器5. 4，数据传输总线与计算机2实行电连 接，直流稳压电源5. 7给脉搏采集盒5中气泵5. 9、驱动电路5. 8支路，气泵调速电路5. 15， 电磁阀5. 11、驱动电路5. 12支路，气压传感器5.2、气压信号调理电路5. 13支路，脉搏传感 器3、脉搏夹4、脉搏信号调理电路5. 3支路，控制芯片5. 14，光电耦合器5. 4、数据传输线支 路分别独立供电。 采集血压相关的数据时，控制芯片5. 14根据用户个人的血压情况控制气泵调速 电路5. 15，使气泵5.9自动向血压计袖带1充气到一定的值，与此同时，控制芯片5. 14控制 气压传感器5.2采集血压相关数据，数据采集完毕，控制芯片5. 14控制电磁阀5. IO快速放 气，气压传感器5. 2采集到的数据经过气压信号调理电路5. 13转换后传递到控制芯片5. 14 上，光电耦合器5. 4将控制芯片5. 14上的数据耦合到数据传输线上，数据传输线将数据传 输到计算机2中； 采集脉搏波相关的数据时，控制芯片5. 14控制脉搏传感器3采集脉搏波相关数 据，脉搏传感器3采集到的数据经过信号调理电路5. 3处理后传递到控制芯片5. 14上，光 电耦合器5. 4将控制芯片5. 14上的数据耦合到数据传输线上，数据传输线将数据传输到计 算机2中。 图6为本发明检测装置中气调节装置结构图。气调节装置5. 10由螺钉5. 101、 质量块5. 102、弹性膜5. 103、入气口 5. 104、出气口 5. 105、纤维5. 106、外壳5. 107、缓冲腔 5. 108和共振腔5. 109组成，入气口 5. 104与气泵5. 9相连，出气口 5. 105与分支器5. 1相 连，气体经入气口 5. 104进入到共振腔5. 109内，再经缓冲腔5. 108到出气口 5. 105，共振 腔5. 109的上方是弹性膜5. 103，弹性膜5. 103之上是质量块5. 102，螺钉5. 101将弹性膜 5. 103和质量块5. 102固定在一起，螺钉5. 101、质量块5. 102和弹性膜5. 103组成共振机 构，共振频率与进入共振腔5. 109的气体的脉动频率相同，纤维5. 106被放在缓冲腔5. 108 中； 图7为本发明检测装置中分支器结构图。分支器5. 1具有气室5. 1. 1和输气口， 输气口按其作用分为进气口 5. 1. 2和出气口 5. 1. 3、5. 1. 4、5. 1. 5 ;气压传感器5. 2与其中 一个出气口 5. 1.5相连通，用于测量分支器5. 1内气流气压，气压传感器5.2的的信号输出 接入到气压信号调理电路5. 13，气压信号调理电路5. 13与控制芯片5. 14连接；管道接到气调节装置5. 10的入气口 5. 104，气调节装置 5. 10的出气口 5. 105与分支器5. 1的进气口 5. 1.2联通，分支器5. 1的其中一个出气口 5. 1. 4通过橡胶软管与血压计袖带1连接； 电磁阀通过压力橡胶管与分支器的其中一个出气口 5. 1. 3联通。 图8为本发明中检测装置的连接示意图。血压计袖带1和脉搏采集盒5连接，脉
搏传感器3固定在脉搏夹4上，在脉搏夹4和脉搏采集盒5连接，显示器2. 2，打印机6，脉
搏采集盒5都和计算机主机2. l连接，脉搏采集盒5，显示器2.2，打印机6，计算机主机2. 1
都和电源7连接。 图9为心血管机能参数检测分析的工作流程图。本发明提出的心血管机能参数检 测分析简要的工作流程是开始_ >连接需要连接的部分_ >检查装置的安全问题_ >安 装专用的软件_ >启动专用的软件_ >输入用户相关信息_ >测量动脉相关参数_ >测量 心功能相关参数_ >得到各参数值_ >保存打印结果，结束。 图10为本发明检测装置中的电路结构图。本发明检测装置中的电路由是直流稳 压电源电路、气压传感器的信号调理电路、脉搏传感器的信号调理电路、气泵调速电路、气 泵和电磁阀的驱动电路、传输线电路和控制芯片组成。各电路按图对应连接在一起。气压 传感器的信号调理电路有两路输出，其中一路经电桥放大电路和RC滤波电路输出直流信 号，另一路经电桥放大电路、0. 8HZ的高通滤波电路、放大电路和28HZ的低通滤波电路输出 脉动信号。脉搏传感器的信号调理电路经电压跟随电路、0. 8HZ的高通滤波电路、50HZ的限 波电路和IOOHZ的低通滤波电路输出脉搏波信号。为了提高血压相关数据采集的速度和准 确性，气泵调速电路的工作流程是在袖带压力小于30mmHg时调速电路使气泵以最大速度 充气，在袖带压力在30mmHg和40mmHg之间是，调速电路使充气速度从最大速度线性减小至 最小速度，在这之后，随着袖带压力的增大充气速度均匀加大，以减小袖带内压力的不必要 的脉动成分。
具体实施例方式
当对用户进行心血管机能状况测评时，首先将各个需要连接的部分连接好，需要 接电的部分接上电，检查系统的安全问题，例如是否漏电等。启动专用的分析软件，初始化 各部件。测量血压相关信息，固定血压计袖带l在腕部，输入用户相关信息(年龄、身高、体 重等)，按测量血压按钮，控制芯片5. 14根据用户个人的血压情况控制气泵调速电路5. 15， 使气泵5.9自动向血压计袖带1充气到一定的值，与此同时，控制芯片5. 14控制气压传感 器5. 2采集血压相关数据，数据采集完毕，控制芯片5. 14控制电磁阀5. 10快速放气，气压 传感器5.2采集到的数据(一组流动的脉搏波形p(n)和直流电压序列v(n)，n为采样点的 时间序号)经过气压信号调理电路5. 13转换后传递到控制芯片5. 14上，光电耦合器5. 4 将控制芯片5. 14上的数据耦合到数据传输线上，数据传输线将数据传输到计算机2中；分 析软件对数据传输线传输过来的数据进行如下处理 a)将脉搏波序列p(n)各点值除以最大值max (p (n))进行归一化，得到数值序列 pl(n); b)用小波分析的方法查找数值序列pl (n)中各峰值点，设定阈值ml = 0. 1，滤除 pl(n)中峰值小于ml的脉搏波数值序列； c)滤除pl (n)中峰值间距小于120个点的峰值点，用高斯曲线拟合剩余峰值点序列peakpoint (k)，用线性方程拟合袖带压力值序列v (n)，查找拟合后曲线的最大值，与该点对应的袖带压力的值v(m)即为平均压MAP ; d)对高斯曲线模型和峰值点序列peakpoint (k)拟合后的曲线的单调性进行判断； e)在该曲线的递增段与最大值之比为0.45-0.90的范围内查找该曲线的拐点(即该曲线的一阶导数为正的最大值时所对应的曲线上的点)，与该点对应的袖带压力的值"d)即为舒张压DBP; f)在该曲线的递减段与最大值之比为0. 3-0. 75的范围内查找该曲线的拐点(即该曲线的一阶导数为负的最大值时所对应的曲线上的点)，与该点对应的袖带压力的值v(s)即为收縮压SBP; g)判断舒张压DBP和收縮压SBP的值，两者同时不为0时，停止采集数据，否则再
判断袖带压力值序列的值是否大于220，若是，则复位，重新测量，否则，返回(1); h)脉压PP =收縮压SBP-舒张压DBP ; 得到收縮压，舒张压，脉压的值，并在显示器2. 2上显示。 解开血压计袖带l，测量桡动脉脉搏波相关信息，用脉搏夹4将脉搏传感器3固定在腕部桡动脉脉动最强处，按测量心功能按钮，开始检测，控制芯片5. 14控制脉搏传感器3采集脉搏波相关数据，脉搏传感器3采集到的数据( 一组流动的脉搏波形q(n) ，n为采样点的时间序号)经过信号调理电路5.3处理后传递到控制芯片5. 14上，光电耦合器5.4将控制芯片5. 14上的数据耦合到数据传输线上，数据传输线将数据传输到计算机2中；分析软件对数据传输线传输过来的数据进行如下处理
(1)判定和提取特征脉搏波； a)将脉搏波形q(n)各点值除以最大值max (q (n))进行归一化，得到数值序列ql(n); b)对数值序列ql (n)求一阶导数后平方，得到数值序列q2 (n_l); c)设定阈值ml = 0. 0045，每三秒在q2 (n_l)上查找一次大于阈值的峰值点，如果
存在记最后一个符合条件的点为Q;如果不存在重复c); d)设定阈值m2 = 0. l，从与Q点对应的ql(n)上的点向后查找ql(n)中大于m2的所有峰值点，并对这些峰值点进行判断，如果相邻两峰值点间的间距均在80 240个点之间，记第一个峰值点为特征脉搏波起始点，继续采集8秒后停止采集，得到最终的特征波序列Q(n)，否则返回(3);[OW] (2)模版匹配 脉搏波包括主波、重搏前波和重搏波，将特征波序列Q(n)做微分处理并进行模板匹配。有两种脉搏波模板，第一种脉搏波模板主波和重搏波较明显，重搏前波不明显，见附图la ;第二种脉搏波模板主波和重搏前波较明显，重搏波不明显，见附图lb。两种模板的微分波形见附图2所示，第一种模板的微分波形在最大值下降到最小值过程中没有拐点，第二种模板的微分波形在最大值下降到最小值过程中出现拐点。
(3)特征点的提取 脉搏波的特征点有5点，见附图3所示，b点主动脉开放点，即射血开始点，C点主动脉压力最高点，e点反射波重合点，f点射血停止点，是心脏收縮与舒张的分界点，g
12点重搏波重合点； a)查找特征波序列Q(n)微分后的波形的最大值点，从与该点对应的Q(n)上的点向后查找Q(n)上最大值点即为c点，从该点向前查找Q(n)上最小值点即为b点；
b)对于与第一种模板对应的脉搏波形Q(n)，从c点往后查找距c点在(0，0. 2T)内的第一个极大值点即为e点，T为该特征波的周期；对于与第二种模板对应的脉搏波形Q(n)，查找特征波序列Q(n)微分波形从最大值下降到最小值过程中出现的拐点，该拐点对应的Q(n)中的点即为e点; c)对于与第一种模板对应的脉搏波形Q(n)，从后一个脉搏波的b点往前查找距b点在(0. 3T，0. 55T)内的第一个极大值点即g点；对于与第二种模板对应的脉搏波形Q(n)，从后一个脉搏波的b点往前查找距b点在(0. 35T，0. 65T)内的第一个极大值点即g点；
d)对于与第一种模板对应的脉搏波形Q(n)，从g点往前查找距b点在(0. 3T，0.5T)内的第一个极小值点即f点；对于与第二种模板对应的脉搏波形Q(n)，从g点往前查找距b点在(0. 36T，0. 55T)内的第一个极小值点即f点；
(4)心血管机能参数的计算
首先计算第m个特征波的心血管机能参数 〈1〉设特征点b(m)、 c(m)、 e(m)、 f(m)、 g(m)点对应的采样点的时间序号分别是tb (m) 、 tc (m) 、 te (m) 、 tf (m) 、 tg (m);特征点b (m) 、 c (m) 、 e (m) 、 f (m) 、 g (m)点对应的Q (n)上的值分别是Q (b) (m) 、 Q (c) (m) 、 Q (e) (m) 、 Q (f) (m) 、 Q (g) (m); 〈2>计算增长指数AI (m) :AI (m) = [Q (e) (m) -Q (b) (m) ] / [Q (c) (m) -Q (b) (m)];
〈3>计算中心压SBP2 (m) ， SBP2 (m) = AI (m) *PP+DBP ; 〈4>计算脉率HR (m) :HR (m) = 60/T (m)，其中T (m)是第m个特征波所占据的时间；
〈5>计算收縮时间TS(m) :TS(m) =tf(m)_tb(m); 〈6>用收縮压值SBP和舒张压值DBP标定特征脉搏波Q(n)，脉搏波波峰Q(c) (m)对应收縮压的值SBP，脉搏波波谷Q (b) (m)对应舒张压的值DBP，其他脉搏波序列Q (n)按比例关系分别对应一定的值，得到标定后的脉搏波序列Qq(n);〈7>计算左心负荷Sw (m)= f(m)Qq(n)dt;
Qq(n)dt;
b(m) 〈9>计算心脏指数Sevr (m) = Sw (m) /Sd (m) 将q(n)中所包含的脉搏波所对应的各个参数AI (m) 、 SBP2 (m) 、 HR(m) 、 TS (m)、Sw(m) 、Sd(m) 、Sevr (m)去除序列中的最大值和最小值后求平均值得到最终的心血管机能参数AI、 SBP2、 HR、 TS、 Sw、 Sd、 Sevr ;在显示器2. 2上可以显示脉搏波波形和各项参数值。用户可以保存各项心血管参数信息，并有打印机6能够打印相关信息。
权利要求
一种基于桡动脉脉搏波的心血管机能参数检测分析方法，其特征在于它是一种通过分析实时采集的脉搏波序列，提取特征信息并计算心血管机能参数的分析方法，其顺次由以下步骤组成(1)用压力传感器从桡动脉处采集一组流动的脉搏波形序列p(n)和袖带压力值序列v(n)，n为采样点的时间序号，同时做如下处理a)将脉搏波序列p(n)各点值除以最大值max(p(n))进行归一化，得到数值序列p1(n)；b)用小波分析的方法查找数值序列p1(n)中各峰值点，设定阈值m1＝0.1，滤除p1(n)中峰值小于m1的脉搏波数值序列；c)滤除p1(n)中峰值间距小于120个点的峰值点，用高斯曲线拟合剩余峰值点序列peakpoint(k)，用线性方程拟合袖带压力值序列v(n)，查找拟合后曲线的最大值，与该点对应的袖带压力的值v(m)即为平均压MAP；d)对高斯曲线模型和峰值点序列peakpoint(k)拟合后的曲线的单调性进行判断；e)在该曲线的递增段与最大值之比为0.45-0.90的范围内查找该曲线的拐点(即该曲线的一阶导数为正的最大值时所对应的曲线上的点)，与该点对应的气泵压力的值v(d)即为舒张压DBP；f)在该曲线的递减段与最大值之比为0.3-0.75的范围内查找该曲线的拐点(即该曲线的一阶导数为负的最大值时所对应的曲线上的点)，与该点对应的袖带压力的值v(s)即为收缩压SBP；g)判断舒张压DBP和收缩压SBP的值，两者同时不为0时，停止采集数据，否则再判断袖带压力值序列的值是否大于220，若是，则复位，重新测量，否则，返回(1)；h)脉压PP＝收缩压SBP-舒张压DBP；(2)用脉搏传感器从桡动脉实时采集脉搏波形q(n)，n为采样点的时间序号，同时做如下处理a)将脉搏波形q(n)各点值除以最大值max(q(n))进行归一化，得到数值序列q1(n)；b)对数值序列q1(n)求一阶导数后平方，得到数值序列q2(n-1)；c)设定阈值m1＝0.0045，每三秒在q2(n-1)上查找一次大于m1的峰值点，如果存在记最后一个符合条件的点为Q；如果不存在重复c)；d)设定阈值m2＝0.1，从与Q点对应的q1(n)上的点向后查找q1(n)中大于m2的所有峰值点，并对这些峰值点进行判断，如果相邻两峰值点间的间距均在80～240个点之间，记第一个峰值点为特征脉搏波起始点，继续采集8秒后停止采集，得到最终的特征波序列Q(n)，否则返回(3)；(3)模版匹配脉搏波包括主波、重搏前波和重搏波，将特征波序列Q(n)做微分处理并进行模板匹配。有两种脉搏波模板，第一种脉搏波模板主波和重搏波较明显，重搏前波不明显，见附图1a；第二种脉搏波模板主波和重搏前波较明显，重搏波不明显，见附图1b。两种模板的微分波形见附图2所示，第一种模板的微分波形在最大值下降到最小值过程中没有拐点，第二种模板的微分波形在最大值下降到最小值过程中出现拐点。(4)特征点的提取脉搏波的特征点有5点，见附图3所示，b点主动脉开放点，即射血开始点，c点主动脉压力最高点，e点反射波重合点，f点射血停止点，是心脏收缩与舒张的分界点，g点重搏波重合点；a)查找特征波序列Q(n)微分后的波形的最大值点，从与该点对应的Q(n)上的点向后查找Q(n)上最大值点即为c点，从该点向前查找Q(n)上最小值点即为b点；b)对于与第一种模板对应的脉搏波形Q(n)，从c点往后查找距c点在(0，0.2T)内的第一个极大值点即为e点，T为该特征波的周期；对于与第二种模板对应的脉搏波形Q(n)，查找特征波序列Q(n)微分波形从最大值下降到最小值过程中出现的拐点，该拐点对应的Q(n)中的点即为e点；c)对于与第一种模板对应的脉搏波形Q(n)，从后一个脉搏波的b点往前查找距b点在(0.3T，0.55T)内的第一个极大值点即g点；对于与第二种模板对应的脉搏波形Q(n)，从后一个脉搏波的b点往前查找距b点在(0.35T，0.65T)内的第一个极大值点即g点；d)对于与第一种模板对应的脉搏波形Q(n)，从g点往前查找距b点在(0.3T，0.5T)内的第一个极小值点即f点；对于与第二种模板对应的脉搏波形Q(n)，从g点往前查找距b点在(0.36T，0.55T)内的第一个极小值点即f点；(5)心血管机能参数的计算首先计算第m个特征波的心血管机能参数<1>设特征点b(m)、c(m)、e(m)、f(m)、g(m)点对应的采样点的时间序号分别是tb(m)、tc(m)、te(m)、tf(m)、tg(m)；特征点b(m)、c(m)、e(m)、f(m)、g(m)点对应的Q(n)上的值分别是Q(b)(m)、Q(c)(m)、Q(e)(m)、Q(f)(m)、Q(g)(m)；<2>计算增长指数AI(m)AI(m)＝[Q(e)(m)-Q(b)(m)]/[Q(c)(m)-Q(b)(m)]；<3>计算中心压SBP2(m)，SBP2(m)＝AI(m)*PP+DBP；<4>计算脉率HR(m)HR(m)＝60/T(m)，其中T(m)是第m个特征波的周期；<5>计算收缩时间TS(m)TS(m)＝tf(m)-tb(m)；<6>用收缩压值SBP和舒张压值DBP标定特征脉搏波Q(n)，其中脉搏波波峰Q(c)(m)对应收缩压SBP，脉搏波波谷Q(b)(m)对应舒张压DBP，标定后的脉搏波序列Qq(n)；<7>计算左心负荷<8>计算心肌灌注<9>计算心脏指数Sevr(m)＝Sw(m)/Sd(m)；将q(n)中所包含的脉搏波所对应的各个参数AI(m)、SBP2(m)、HR(m)、TS(m)、Sw(m)、Sd(m)、Sevr(m)去除序列中的最大值和最小值后求平均值即得该次测量的心血管机能各参数值AI、SBP2、HR、TS、Sw、Sd、Sevr。F2009101853725C0000031.tif,F2009101853725C0000032.tif
2.根据权利要求1所述的心血管机能参数分析方法所设计的检测装置主要包括血压计袖带、脉搏夹、脉搏传感器和脉搏采集盒及计算机，其中脉搏采集盒由包括控制芯片、分支器、气泵、气调节装置、电磁阀、气压传感器、驱动电路、信号调理电路、光电耦合器和直流稳压电源在内的部分组成，其特征在于所述的脉搏夹结构为包括二个铰接的夹钳，一个夹钳的前端夹合面内设置脉搏传感器，二个夹钳的后端之间连接有弹簧，在自然状态下，弹簧伸展使二个夹钳前端的夹合面对合，脉搏传感器的信号经过脉搏信号调理电路处理后输入控制芯片；所述的气泵、电磁阀分别外接各自的驱动电路，各驱动电路均接入控制芯片，通过控制芯片控制电磁阀与气泵的动作；所述的分支器具有气室和输气口 ，输气口按其作用分为一个进气口和三个出气口 ；气压传感器与其中一个出气口相连通，用于测量分支器内气流气压，所述的气压传感器的的信号输出接入到气压信号调理电路，气压信号调理电路与控制芯片连接；所述的气泵的出气口通过管道接到气调节装置的入气口 ，气调节装置的出气口与分支器的进气口联通，分支器的其中一个出气口通过橡胶软管与血压计袖带连接；所述的电磁阀通过压力橡胶管与分支器的其中一个出气口联通；所述的直流稳压电源为控制芯片、各驱动电路、气压信号调理电路、脉搏信号调理电路提供电源；所述的气调节装置的结构为包括有壳体，壳体上口覆盖有弹性膜，壳体上口外壁上旋合有压环，压环内边沿将弹性膜固定，弹性膜中央通过螺钉固定安装有质量块，所述的螺钉、质量块和弹性膜组成共振机构；所述的压环壳体中间有隔板将壳体分隔成共振腔与缓冲腔，共振腔上有入气口 ，缓冲腔上有出气口 ，隔板上有开孔，使得共振腔与缓冲腔联通，所述的缓冲腔内填充有纤维。
全文摘要
本发明涉及一种基于桡动脉脉搏波的心血管机能参数检测分析方法及装置；检测分析方法是一种通过分析实时采集的脉搏波序列，提取特征信息并计算心血管机能参数的分析方法，该方法中采取幅度系数法与拐点法相结合检测分析动脉参数，检测分析心功能参数时对与不同模板对应的脉搏波设定不同的范围查找特征点都使该方法快速，准确；本发明提出的检测装置中，用脉搏夹固定脉搏传感器，且脉搏夹的松紧由控制芯片根据脉搏信号的强弱调节，使得采集数据更加快速、准确；该检测装置中有一个气调节装置，使得能够在充气阶段采集血压相关数据，加快了采集数据的速度；且该装置是由专用的电源供电，保障了用户的人身安全。
文档编号A61B5/0225GK101703396SQ20091018537
公开日2010年5月12日 申请日期2009年11月6日 优先权日2009年11月6日
发明者任妍妍, 占礼葵, 姚志明, 孙向阳, 孙怡宁, 张永亮, 徐强, 李雪情, 郑莹莹, 陈卫, 陈炎炎, 马祖长 申请人:中国科学院合肥物质科学研究院