專利名稱：基于超聲血流信息的動脈血壓測量裝置的制作方法
基于超聲血流信息的動脈血壓測量裝置
技術領域：
本發(fā)明涉及血壓測量領域，特別涉及一種動脈血壓測量裝置。背景技術：
測量血壓是了解健康情況和觀察病情的基本方法，尤其對患有心血管疾病的中老 年人更有必要。高血壓是許多高危心血管疾病的直接誘因。研究發(fā)現(xiàn)，血壓變化率與心血 管疾病的死亡率之間有顯著相關性。因此，通過連續(xù)血壓監(jiān)測掌握血壓變化率并采取相應 的措施將可以大大減少高血壓患者出現(xiàn)致命危險的情況。目前，可用于穿戴式裝置實現(xiàn)血 壓連續(xù)測量的技術主要包括下面三種。第一種技術根據獲取的橈動脈脈搏波的幅值來確定動脈血壓值。脈搏腕式血壓測 量儀通過周期性地在橈動脈上加壓和減壓來確定血管零負荷(zero load)狀態(tài)，并在該狀 態(tài)下通過脈搏波的幅值和從波形中提取的其他參數來確定血壓值。該腕式血壓測量儀每15 秒鐘給出一個血壓讀數，不能實現(xiàn)脈搏的連續(xù)測量，而且使用時還需要專業(yè)人員來精確確 定傳感器的位置。這種技術雖然不需要使用充放氣的袖帶，但是仍然要在手腕處施加一定 的外界壓力。第二種技術利用光電傳感器來測量脈搏的血容積變化量，并利用流體靜力學原理 以及血容積變化量與經皮壓力之間的關系來確定平均血壓值。這種技術仍處在研究階段， 在實際操作中有下列問題尚待解決首先，壓力與血容積變化量之間的關系并不是靜態(tài)的， 它可能會隨時間和生理狀態(tài)的改變而改變；其次，脈搏血容積變化量不完全是由血壓變化 引起的；最后，經皮壓力——血容積變化曲線不是靜態(tài)的，而且存在滯后現(xiàn)象。目前，采用該 方法測量血壓時，每20分鐘就需要進行一次校準。

發(fā)明內容基于此，有必要提供一種實現(xiàn)連續(xù)血壓測量的動脈血壓測量裝置。一種動脈血壓測量裝置，包括心電信號采集模塊，用于采集人體的心電信號；血 流速度信號采集模塊，用于采集人體的血流速度信號；信號預處理模塊，與所述心電信號采 集模塊和所述血流速度信號采集模塊電連接，用于對來自所述心電信號采集模塊和所述血 流速度信號采集模塊的信號進行預處理；以及微處理器模塊，與所述信號預處理模塊電連 接，用于接收經所述信號預處理模塊處理后的信號并根據存儲的血壓測量公式以及來自所 述信號預處理模塊的信號對血壓進行計算以獲得血壓測量結果。上述動脈血壓測量裝置通過心電信號采集模塊及血流速度信號采集模塊連續(xù)采 集獲得心電信號及血流速度信號，根據該信號及血壓測量公式獲得血壓測量結果，可以實 現(xiàn)連續(xù)血壓測量。在優(yōu)選的實施例中進一步地，所述血壓測量公式為收縮壓=a s/PWV_ave+ ^ s ；
舒張壓=a d/PWV_ave+ 3 d ；其中，a s、3 s、a d和3 d為參數，PWVl_ave為傳輸速度，所述傳輸速度為所述微 處理器模塊根據所述信號預處理模塊處理后的心電信號及血流速度信號計算獲得。進一步地，所述傳輸速度由所述微處理器模塊根據心電信號的R波峰值點的時間 位置與血流速度信號上的峰值點的時間位置之間的時間間隔確定。進一步地，所述微處理器模塊還用于接收校準血壓值并根據所述標準血壓值調整 所述血壓測量公式的所述參數。進一步地，所述心電信號采集模塊包括用于檢測心電信號的傳感器。進一步地，所述用于檢測心電信號的傳感器包括至少兩個傳導電極。進一步地，所述血流速度信號采集模塊包括用于檢測血流速度信號的超聲傳感 器，所述超聲傳感器包括發(fā)射端和接收端，所述發(fā)射端與接收端間隔設置使得發(fā)射端的入 射波與接收端接收的從血管反射回的反射波之間有夾角。進一步地，所述超聲傳感器主體是壓電陶瓷材料。進一步地，所述信號預處理模塊包括帶通濾波/放大器，用于通過其中的帶通濾波器對心電信號中的噪聲進行過濾并 放大所述心電信號；以及用于放大所述血流速度信號的信號放大器。進一步地，所述動脈血壓測量裝置還包括血壓測量校準模塊以輸入所述標準血壓 值，所述血壓測量校準模塊包括標準血壓計，用于為調整所述血壓測量公式的參數提供所 述標準血壓值；以及輸入裝置，用于將所述標準血壓計提供的標準血壓值輸入給所述微處 理器模塊。進一步地，所述血壓測量裝置還包括用于顯示血壓測量結果的顯示裝置或用于將 血壓測量結果傳輸給遠程終端的無線數據傳輸模塊。進一步地，所述動脈血壓測量裝置被置于手腕式手表的外殼當中。

下面將結合附圖對本發(fā)明的具體實施方式
進行詳細說明，通過這些說明，本發(fā)明 的上述目的、優(yōu)點及特征將變得更加清楚。在以下的附圖中圖1是根據本發(fā)明實施例所述的動脈血壓測量裝置的結構示意框圖；圖2是超聲血流測量裝置探頭結構的示意圖；圖3是根據本發(fā)明實施例所述的血壓測量方法的流程圖；圖4是具體實現(xiàn)圖3所示校準過程的流程圖；圖5是具體實現(xiàn)圖3所示確定測量過程中的脈搏波傳輸速度的流程圖。圖6是具體實現(xiàn)圖3所示確定血壓過程的流程圖。圖7是根據本發(fā)明一個實施例所述采用本發(fā)明所述裝置的腕式手表的示意圖；圖8是圖7所示腕式手表沿X軸的剖面圖；圖9是圖8中所示虛線部分的局部放大圖。
具體實施方式由于心臟的跳動使全身各處動脈管壁產生有節(jié)律的搏動，這種搏動稱為脈搏。檢查脈搏通常選用較淺表的動脈，最常采用的部位是靠拇指一側手腕部的橈動脈。在本發(fā)明 的實施例中，采用由超聲傳感器監(jiān)測到的血流速度信號以及心電信號來確定血壓。根據血流引起的超聲波多普勒效應，由多普勒測速計算公式，發(fā)射和接收超聲信 號的相位偏移直接反映血流速度的變化。
fDCV =---
2/0 COS 汐其中，fD為測量得到的多普勒偏移頻率，C為超聲在血流中的傳播速度，f。為發(fā)射 超聲信號的頻率，9為換能器發(fā)射路徑與血流方向的角度。圖1是根據本發(fā)明實施例所述的動脈血壓測量裝置的結構示意框圖。如圖1所 示，這種動脈血壓測量裝置包括心電信號采集模塊1、血流速度信號采集模塊2、信號預處 理模塊3、微處理器模塊4以及血壓校準模塊9，其中血壓校準模塊包括標準血壓計8和輸 入裝置7。心電信號采集模塊1包括用于檢測心電信號的傳感器，檢測心電信號的傳感器包 括至少兩個傳導電極。心電信號采集模塊1利用諸如傳統(tǒng)的PQRST方法來采集心電脈沖信 號，圖1示出了其采集到的R型波的波形，其中R代表了 R型波脈沖的頂端點。血流速度信號采集模塊2采集人體的血流速度信號并將其轉換為電信號，轉換后 的波形如圖1所示，其中，橫軸代表時間，縱軸代表電壓。血流速度信號采集模塊2包括用于 檢測血流速度信號的傳感器。優(yōu)選地，用于檢測血流速度信號的傳感器為超聲傳感器。圖2 所示為血流速度信號采集模塊2利用超聲測量血流速度的示意圖，超聲傳感器主要包括超 聲信號發(fā)射端22(例如壓電陶瓷換能器)、超聲反射信號接收端24以及高頻信號發(fā)生，接收 和放大部分(圖未示)。通過比較接收到的發(fā)射信號和反射信號間頻率的偏移，利用多普勒 公式給出血流速度。發(fā)射端22和接收端24之間呈一定角度，并對準血管200，在超聲傳感 器和皮膚之間設有聲耦合凝膠26。在此實施例中，首選手腕處的橈動脈作為測量位置。信號預處理模塊3對來自心電信號采集模塊1和血流速度信號采集模塊2的心電 信號和血流速度信號分別進行預處理。具體來說，信號預處理模塊3利用其中的帶通濾波/ 放大器32和信號放大器34對心電信號和血流速度信號分別進行處理。對心電信號來說， 其帶通頻率為0.5-40HZ，放大倍數為2000。對血流速度信號來說，放大20dB。一般來講超 聲測速的信號頻率為1MHz以上。經過濾波放大后的信號被輸入至微處理器模塊4。血壓校準模塊9包括標準血壓計8以及輸入裝置7。標準血壓計8用于為血壓測 量提供標準血壓值。輸入裝置7用于將標準血壓計8提供的標準血壓值輸入給信號處理器 模塊4。微處理器模塊4首先對輸入的信號進行模數轉換，然后對上述兩個信號進行頂點 檢測并計算兩信號中對應頂點之間的時間間隔并轉化成脈搏波傳輸速度。之后，微處理器 模塊4可根據計算出的脈搏波傳輸速度和由血壓校準模塊9提供的校準參數來實時計算血 壓值。具體的計算方法將在后面得到詳細說明。另外，在本實施例中，所述動脈血壓測量裝置還包括無線數據傳輸模塊6以及顯 示裝置5。顯示裝置5可用于顯示輸出的實時血壓值。無線數據傳輸模塊6則可將得到的 血壓值傳輸給遠程終端，以方便醫(yī)護人員對病人的健康情況進行遠程實時監(jiān)控。
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圖3是根據本發(fā)明實施例所述的動脈血壓測量裝置的工作流程圖。如圖3所示，從 總體上講，工作流程主要包括三個過程，即校準過程、確定脈搏波傳輸速度(即傳輸速度) 的過程、以及計算血壓測量結果的過程。以下將對這三個步驟分別進行詳細說明。一 .校準過程如圖3中的310所示，校準過程的目的是為后續(xù)的血壓測量提供校準參數。其操 作是利用圖1所示的標準血壓計8測量舒張壓和收縮壓來實現(xiàn)的。在本發(fā)明的實施例中， 上述兩個血壓值通過鍵盤輸入并靠紅外的方式傳輸給動脈血壓測量裝置的微處理器模塊 4，用以確定回歸方程的常數。圖4示出了校準過程的詳細步驟。如圖4所示，首先，在步驟 410和420中，分別將收縮壓和舒張壓輸入至動脈血壓測量裝置的微處理器模塊4中，如前 所述，這兩個作為校準參數的血壓值是由標準血壓計8測得并通過諸如鍵盤的輸入設備而 被輸入給微處理器模塊4。然后，在步驟430中，通過微處理器模塊4 (見圖1)確定出校準 時心電信號與血流速度信號上的參考點之間的時間間隔(其詳細步驟將在圖5中給出)并 轉化成傳輸速度。傳輸速度可根據該時間間隔和被測者手臂長度來決定。這里，假定用于 校準過程的血壓值分別為SBPl_cal、SBP2_cal、DBPl_cal和DBP2_cal (即，利用標準血壓 計8進行兩次測量，每次測得兩個血壓，SBPl_cal代表第一次測得的收縮壓，DBPl_cal代 表第一次測得的舒張壓，依此類推)，與上述兩次血壓測量相對應的傳輸速度分別為PWV1_ cal和PWV2_cal，另外，假定對應于收縮壓回歸方程的常數為a s和0 s，對應于舒張壓回歸 方程的常數為ad和3d，則血壓可以表示為SBPl_cal = a s/PWVl_cal+^ sSBP2_cal = a s/PWV2_cal+^ sDBPl_cal = a d/PWVl_cal+^ dDBP2_cal = a s/PWV2_cal+^ d這樣，根據上述關系式，在步驟440中就可以計算出回歸方程的常數a s和0 s以 及ad和3d。然后，在步驟450中，這些確定出的常數被存儲在微處理器模塊4的內存中， 以供后續(xù)的血壓測量計算使用。二 .確定脈搏波傳輸速度的過程如圖3中的步驟320所示，該過程用于確定實際血壓測量過程中的參數值(脈搏 波傳輸速度)。圖5說明了如何通過血流速度信號和心電信號計算出用于確定血壓的脈搏 波傳輸速度的步驟。如圖5所示，首先，在步驟510中，檢測心電圖波形中R型波信號的峰 值點并記下此時的時間位置。然后，在步驟520中，檢測血流速度信號波形中斜率為零的峰 值點處的切線。接下來，在步驟530中，檢測血流速度信號波形中斜率為最大的點ts處的切 線。然后，在步驟540中，根據上述兩條切線的交點確定峰值點并記下此時的時間位置tps， 按照這種方法找到的峰值點具有更強的魯棒性，更適合于計算脈搏波傳輸速度。接下來，在 步驟550中，計算脈搏波傳輸速度，也就是心電圖R型波信號的峰值與對應的血流速度信號 的峰值點tps之間的時間間隔。對應的血流速度信號是指緊隨心電圖上R型波信號之后出 現(xiàn)的血流速度信號。最后，在步驟560中，計算上述時間間隔的平均值并將其轉化為脈搏波 傳輸速度。之所以使用平均值，是因為上述參數測定的過程中會受到許多因素的干擾，致使 測量精度下降。在本實施例中，建議使用者在進行血壓測量時，應至少得到10秒鐘的測量 數據來做平均。經過平均處理后的參數數值將被輸入給圖3中的步驟330以用于計算血壓或者輸入給圖4中的步驟430以用于對裝置進行校準。三.計算血壓測量結果的過程如圖3中的步驟330所示，該過程利用在步驟310和320中確定出的回歸常數以 及參數值(脈搏波傳輸速度)分別計算收縮壓和舒張壓。具體來說，在該過程中，微處理器 模塊4將實際血壓測量過程中測得的傳輸速度的平均值代入步驟310中所確定出的回歸方 程，從而計算出實際的血壓值。圖6給出了該過程的具體實現(xiàn)步驟。如圖6所示，步驟610用于通過存儲在微處理器模塊4的內存當中的回歸方程的 常數來計算收縮壓，其計算公式如下收縮壓=a s/PWV_ave+3 s其中a s、0 s是在圖4所示校準過程的步驟440中計算出來的，PWV_aVe是如圖 5所示的平均傳輸速度。步驟620用于通過存儲在微處理器模塊4的內存當中的回歸方程的常數來計算舒 張壓，其計算公式如下舒張壓=a d/PWV_ave+ 3 d其中a d、3 d也是在圖4所示校準過程的步驟440中計算出來的，PWV_aVe如圖 5所示的平均時間間隔。計算完成后，結果數據可在步驟340中得到進一步處理，即，如果血壓值超過正常 標準，則將會給出報警信息，如步驟350所示。如果需要進一步的測量，則在步驟360中將 重新調用步驟320、330、340和350以重復上述過程。圖7是根據本發(fā)明一個實施例所述采用本發(fā)明所述裝置的腕式手表的外觀圖。如 圖7所示，在該手表外殼710的正面置有一個矩形狀的液晶顯示裝置730，上面覆有表面玻 璃720，如圖7的上部所示，檢測心電信號的電極740和750被置于表的前表面并凹陷下去。 圖8是圖7所示腕式手表沿X軸的剖面圖。如圖8所示，表的背部760由導電材料制成，它 被用作檢測心電信號的另一個電極。同時，呈一定角度的超聲信號發(fā)射端22和接收端24 也置于表的背部760，如圖9中的局部放大圖，以用來檢測血流速度。這種腕式手表裝置體 積小型、易于攜帶，并且能夠對病人進行連續(xù)血壓測量。一維超聲血流測量裝置已經可以微型化到一個平方厘米大小，血流測量裝置可被 應用于諸如腕式手表的小型血壓測量設備當中，方便病人長期佩戴使用，從而實現(xiàn)非侵入、 連續(xù)、穿戴式血壓測量。另外，在某些應用中，還可以利用無線數據傳輸模塊將測得的血壓 值及對不正常血壓值的報警信號用無線方式傳給遠處的專業(yè)醫(yī)護人員，以便于醫(yī)護人員對 患者進行實時監(jiān)控。以上所述實施例僅表達了本發(fā)明的幾種實施方式，其描述較為具體和詳細，但并 不能因此而理解為對本發(fā)明專利范圍的限制。應當指出的是，對于本領域的普通技術人員 來說，在不脫離本發(fā)明構思的前提下，還可以做出若干變形和改進，這些都屬于本發(fā)明的保 護范圍。因此，本發(fā)明專利的保護范圍應以所附權利要求為準。
權利要求
一種動脈血壓測量裝置，其特征在于，包括心電信號采集模塊，用于采集人體的心電信號；血流速度信號采集模塊，用于采集人體的血流速度信號；信號預處理模塊，與所述心電信號采集模塊和所述血流速度信號采集模塊電連接，用于對來自所述心電信號采集模塊和所述血流速度信號采集模塊的信號進行預處理；以及微處理器模塊，與所述信號預處理模塊電連接，用于接收經所述信號預處理模塊處理后的信號并根據存儲的血壓測量公式以及來自所述信號預處理模塊的信號對血壓進行計算以獲得血壓測量結果。
2.根據權利要求1所述的動脈血壓測量裝置，其特征在于，所述血壓測量公式為收縮壓=α s/PWV_ave+ β s ；舒張壓=α d/PWV_ave+ β d ；其中，α s、β s、α d和β d為參數，PWVl_ave為傳輸速度，所述傳輸速度為所述微處理 器模塊根據所述信號預處理模塊處理后的心電信號及血流速度信號計算獲得。
3.根據權利要求2所述的動脈血壓測量裝置，其特征在于，所述傳輸速度由所述微處 理器模塊根據心電信號的R波峰值點的時間位置與血流速度信號上的峰值點的時間位置 之間的時間間隔確定。
4.根據權利要求2所述的動脈血壓測量裝置，其特征在于，所述微處理器模塊還用于接 收校準血壓值并根據所述標準血壓值調整所述血壓測量公式的所述參數。
5.根據權利要求1所述的動脈血壓測量裝置，其特征在于，所述心電信號采集模塊包 括用于檢測心電信號的傳感器。
6.根據權利要求5所述的動脈血壓測量裝置，其特征在于，所述用于檢測心電信號的 傳感器包括至少兩個傳導電極。
7.根據權利要求1所述的動脈血壓測量裝置，其特征在于，所述血流速度信號采集模 塊包括用于檢測血流速度信號的超聲傳感器，所述超聲傳感器包括發(fā)射端和接收端，所述 發(fā)射端與接收端間隔設置使得發(fā)射端的入射波與接收端接收的從血管反射回的反射波之 間有夾角。
8.根據權利要求7所述的動脈血壓測量裝置，其特征在于，所述超聲傳感器主體是壓 電陶瓷材料。
9.根據權利要求1所述的動脈血壓測量裝置，其特征在于，所述信號預處理模塊包括帶通濾波/放大器，用于通過其中的帶通濾波器對心電信號中的噪聲進行過濾并放大所述心電信號；以及用于放大所述血流速度信號的信號放大器。
10.根據權利要求4所述的動脈血壓測量裝置，其特征在于，所述動脈血壓測量裝置還 包括血壓測量校準模塊以輸入所述標準血壓值，所述血壓測量校準模塊包括標準血壓計，用于為調整所述血壓測量公式的參數提供所述標準血壓值；以及輸入裝置，用于將所述標準血壓計提供的標準血壓值輸入給所述微處理器模塊。
11.根據權利要求1所述的動脈血壓測量裝置，其特征在于，所述血壓測量裝置還包括 用于顯示血壓測量結果的顯示裝置或用于將血壓測量結果傳輸給遠程終端的無線數據傳 輸模塊。
12.根據權利要求1所述的動脈血壓測量裝置，其特征在于，所述動脈血壓測量裝置被置于手腕式手表的外殼當中。
全文摘要
一種動脈血壓測量裝置，包括心電信號采集模塊，用于采集人體的心電信號；血流速度信號采集模塊，用于采集人體的血流速度信號；信號預處理模塊，與所述心電信號采集模塊和所述血流速度信號采集模塊電連接，用于對來自所述心電信號采集模塊和所述血流速度信號采集模塊的信號進行預處理；以及微處理器模塊，與所述信號預處理模塊電連接，用于接收經所述信號預處理模塊處理后的信號并根據存儲的血壓測量公式以及來自所述信號預處理模塊的信號對血壓進行計算以獲得血壓測量結果。上述動脈血壓測量裝置通過心電信號采集模塊及血流速度信號采集模塊連續(xù)采集獲得心電、血流速度信號，根據該信號及血壓測量公式獲得血壓測量結果，實現(xiàn)連續(xù)血壓測量。
文檔編號A61B5/021GK101884526SQ200910165818
公開日2010年11月17日 申請日期2009年7月31日 優(yōu)先權日2009年5月13日
發(fā)明者張元亭, 滕曉菲, 鄭海榮 申請人:深圳先進技術研究院