本发明涉及一种血压快速计算方法，及基于该计算方法的一种血压检测仪。
背景技术：
伴随着人类生活水平的提高和生活节奏的加快，我国心血管病发病率持续上升，据不完全统计，每年有几十万人心脏性猝死，心血管健康尤其是高血压的日常监测已成为社会越来越重视的一个热点问题。
心音信号是人体重要的生理信号之一，大量的生理病理信息都是通过心脏的心音信号凸现出来的。因此，心音信号的采集和分析研究对提高心血管疾病的诊断能力和确诊率具有重要意义。现有的血压计算方法及血压检测仪计算结果精度低、可靠性差，例如普通的水银血压检测仪装置测量误差就比较大，不利于病症的准确判断。
技术实现要素：
发明目的：本发明提供一种基于sd-dpoint面积分割的对血压线性计算方程进行改进的血压快速计算方法，提高了计算结果的精度和可靠性；基于本方法设计血压检测仪，具有信号采集简便、计算结果快速、可连续测量的特点。
技术方案：本发明所述的一种血压快速计算方法，包括以下步骤：
(1)采集心音信号和脉搏波信号；
(2)去噪和分割预处理脉搏波传导时间；
(3)推导脉搏波传导时间与血压的线性关系；
(4)利用心室收缩期与舒张期的分界点进行面积分割求出相应的面积参数得出计算血压的核心公式。
所述步骤(2)包括以下步骤：
(21)将第一心音的峰值与脉搏波信号峰值的时间差作为收缩期的脉搏波传导时间spttp-p；
(22)将第一心音的峰值与脉搏波信号谷值的时间差作为舒张期的脉搏波传导时间spttp-f。
步骤(3)所述的脉搏波传导时间与血压线性关系可由以下公式获得：
bp＝x+y×sptt
其中，bp为动脉血压，sptt为脉搏波传导时间，x和y是线性拟合系数。
步骤(4)所述的血压核心公式可由以下公式获得：
其中，sbp为收缩压，dbp为舒张压，sss/s是心室舒张期开始点左侧脉搏波面积与脉搏波总面积之比，ssz/s是心室舒张期开始点右侧脉搏波面积与脉搏波总面积之比，z是线性拟合系数。
本发明所述的一种血压检测仪，包括心音采集血压分析装置和智能终端装置，所述心音采集血压分析装置为ω型框架结构，包括电源开关、arm处理器、数据库存储器、蓝牙模块发送端、采集按钮、心音传感器、脉搏传感器、伸缩装置及充电接口，心音传感器安装于ω型框架两头中心位置；所述智能终端装置包括电源开关、蓝牙模块接收端，液晶显示模块，语音播报模块，stm32处理器及充电接口。
所述心音传感器由隔音材料包围。
在隔音材料和心音传感器中间的细孔部分填充海绵型柔软材料。
有益效果：与现有技术相比，本发明的有益效果：1、利用脉搏波图中心室收缩期与舒张期的分界点(sd-dpoint)进行面积分割求出相应的面积参数得出计算的血压核心公式，计算速度快，准确度高；2、血压采集仪采集稳定性较好，采样数据的准确度高、时间短，计算结果快速，可连续测量。
附图说明
图1为血压快速计算方法流程图；
图2为脉搏波周期图；
图3为血压检测仪心音采集血压分析装置结构图；
图4为血压检测仪智能终端装置结构图。
具体实施方式
下面结合附图对本发明作进一步详细说明。
图1为血压快速计算方法流程图，具体包括以下步骤：
1、采集心音信号和脉搏波信号
根据心音和脉搏信号具备“分时产生”的特性，建立了一种信号传播过程中的数学模型，利用模型的数学特点和两种信号表现出的时间上的差异性，可有效的采集出能量谱。
2、去噪和分割预处理脉搏波传导时间
首先将采集的信号进行软件去噪处理，然后将第一心音的峰值与脉搏波信号峰值的时间差作为收缩期的脉搏波传导时间spttp-p；将第一心音的峰值与脉搏波信号谷值的时间差作为舒张期的脉搏波传导时间spttp-f。
3、脉搏波传导时间与血压线性关系推导
图2为一个完整的脉搏波周期图，a点是心室收缩期的开始点也是上一个心动周期中舒张期的结束点，b点是收缩期最高压力点，c点是心室舒张期开始点，d点是反潮波起点，e点是反潮波压力最高点。一个完整的脉搏波周期则被c点分为两部分，左半部分是心室的收缩对应着血压的收缩压时期，右半部分是心室的舒张对应着舒张压时期。
脉搏波在人体血管中传播时，其传播速度会受到血管弹性、血液黏度、血管壁黏弹特性泊松比等因素的干扰。脉搏波传播速度可以用moens-korteweg方程表示
式中：νp为脉搏波传导速度，g为重力加速度，s为血管壁的弹性模量，ρb为血液浓度，l为血管壁厚度，r为血管直径。
弹性模量s和收缩压bp成指数关系：
s＝s0eα×bp
式中：s0为压力为0时的弹性模量，α是一个描述血管特性的参数。
sptt与νp成反比：
式中：d为脉搏波传播距离。
但动脉内径和厚度的不变时
对sptt求导后得：
对上式变形得：
对两端同时求积分，得：
bp＝x+y×sptt(1)
bp为动脉血压，sptt为脉搏波传导时间，x和y是线性拟合系数。
4、利用心室收缩期与舒张期的分界点进行面积分割求出相应的面积参数得出计算血压的核心公式。
事实上影响血压的脉搏波时域参数有很多种而且大多都呈线性关系，面积参数ss/s与血压的相关性良好并且最为稳定，面积参数是指c点左侧面积sss与脉搏波总面积s之比以及c点右侧面积ssz与脉搏波总面积s之比。所以在公式bp＝x+y×sptt中引入两个新的线性参数sss/s和ssz/s，并且在收缩压公式中使用第一心音峰值时间点作为起点，脉搏波峰值b点所对应的时间点作为终点提取出脉搏波传导时间spttp-p。在舒张压公式中使用第一心音峰值时间点作为起点，脉搏波谷值a点所对应的时间点作为终点提取spttp-f，则血压计算核心公式：
利用这个公式再结合软件算法可大大提高计算效率，同时降低误差，方便快速的计算出结果。
图3为血压检测仪心音采集血压分析装置(1)结构图，图4为血压检测仪智能终端装置(11)的结构图。心音采集血压分析装置(1)为ω型框架结构，包括电源开关(2)、采集按钮(6)、心音传感器(7)、脉搏传感器(8)、数据库存储器(4)、蓝牙模块发送端(5)、伸缩装置(10)、充电接口(16)及arm处理器(3)，心音传感器(7)安装于ω型框架两头中心，arm处理器(3)根据指令对采集的数据进行基于sd-dpoint面积分割的血压快速计算方法算法处理；智能终端装置(11)包括电源开关(2)、蓝牙模块接收端(15)，液晶显示模块(12)，语音播报模块(13)，stm32处理器(14)及充电接口(16)；心音传感器(7)周围装有隔音材料(9)，外围嵌入了脉搏传感器(8)。
ω型心音采集血压分析装置(1)用金属或塑料材料做成，将其穿戴到被测人体的肩部位置时，左右端头分别紧贴在心脏的前部和后部，左右端头到ω型框架顶端的长度为左肩顶端到人体心脏的中心位置。将心音传感器(7)安装在左右两个端头的正中间，由一层可以消除背景噪声的隔音材料(9)包围，在隔音材料(9)和心音传感器(7)中间的细孔部分由柔软的海绵型材料构成，其所产生的弹性压力能使传感器与人体心尖部处紧密接触，以获取最佳的心音和脉搏跳动；两端头可通过伸缩装置(10)进行伸缩调整，从而保证心音传感器能够准确的停留在人体心尖部位置。打开电源开关(2)，按下采集开始按钮(6)，心音传感器(7)和脉搏传感器(8)开始进行采集工作，并将采集的信号存储于数据库存储器(4)，arm处理器(3)通过本发明所述的基于sd-dpoint面积分割血压快速计算方法计算出结果，然后由蓝牙模块发送端(5)发送至智能终端装置(11)，这时按下智能终端装置(11)的开关按钮(2)，通过蓝牙模块接收端(15)接收数据信息，stm32处理器(14)开始工作，编程驱动液晶显示模块(12)显示血压信息，并将结果通过语音播报模块(13)进行播报，结束后关闭电源开关(2)。充电接口(16)用于连接外部电源进行充电。
采用本发明所述的血压测量仪作为信号源的获取工具，以鱼跃公司生产的标准水银血压计作为对比标准。提取被采集者的心音、脉搏波两种信号进行血压准确度的验证。选取了25组不同年龄段的有效的信号样本作为信号库，计算脉搏波传导时间sptt(ms)，之后用本发明所述的血压计算核心公式(2)计算出相应的收缩压sbp(mmhg)与舒张压dbp(mmhg)。在采集信号的同时使用鱼跃水银血压计测量测试者的血压，计如表1所示。
表1实验数据
根据美国医疗器械检测协会aami颁布的电子或无液血压计的标准及对其精确性的评估方案和英国高血压学会bhs于1990年推出的新方案规定，如果平均误差不超过±5mmhg，则表明该电子血压计的精准度符合国际标准。由表1可知，本文研究的血压公式得出的结果：收缩压误差在±0.8192mmhg，舒张压的误差在±0.706mmhg，两者误差都小于1％，此血压计完全符合行业标准。如果将上述数据代入改进前的公式(1)，则收缩压误差为2.32mmhg，收缩压误差提高了64.7％；舒张压误差为1.87mmhg，舒张压误差提高了62.2％。