本發(fā)明屬于人體健康監(jiān)護(hù)領(lǐng)域，具體為一種基于手指動(dòng)脈波的無創(chuàng)血壓檢測(cè)系統(tǒng)及方法。

背景技術(shù)：

近年來，隨著科技進(jìn)步以及生活水平的不斷提高，人們的生活方式和飲食結(jié)構(gòu)都發(fā)生了巨大變化，導(dǎo)致了心血管疾病在我國呈逐年上升的趨勢(shì)。血壓作為重要的人體生理參數(shù)之一，能夠反映人體心血管功能狀況，在醫(yī)學(xué)研究、疾病診斷、預(yù)后判斷等方面具有重要意義。

目前測(cè)量血壓的方法大體分為兩種：有創(chuàng)測(cè)量和無創(chuàng)測(cè)量。

有創(chuàng)測(cè)量是通過將帶有壓力傳感器的導(dǎo)管直接插入病人動(dòng)脈血管以檢測(cè)其血壓變化，由于臨床上先進(jìn)醫(yī)療器械的使用，使得侵入式的血壓檢測(cè)方式逐步被更加人性化、更貼近生活和更先進(jìn)的非侵入式血壓檢測(cè)方法所代替，在日常診斷中幾乎不會(huì)被使用。

無創(chuàng)測(cè)量又分為間歇式測(cè)量和連續(xù)式測(cè)量。間歇式測(cè)量法采用傳統(tǒng)的柯式音法或示波法來獲取某一特定時(shí)刻的血壓值，但是單次測(cè)量因?yàn)橐资艿江h(huán)境條件、身體狀況等諸多因素的影響，從而產(chǎn)生較大誤差，不能完全滿足臨床的需求，且測(cè)量要通過袖帶的充放氣進(jìn)行，容易引起被測(cè)者不適。無創(chuàng)連續(xù)式測(cè)量方法能夠連續(xù)測(cè)得每搏血壓值且能夠長時(shí)間監(jiān)測(cè)血壓波形的變化，為疾病診斷治療提供更為豐富的依據(jù)，因此在臨床監(jiān)護(hù)和連續(xù)監(jiān)測(cè)血壓變化方面具有傳統(tǒng)方法無可比擬的優(yōu)勢(shì)，是今后血壓測(cè)量方法的發(fā)展趨勢(shì)。

無創(chuàng)連續(xù)式血壓測(cè)量方法中，目前較為成熟的是容積補(bǔ)償法和動(dòng)脈張力法。這兩種方法同樣需要在血壓測(cè)量過程中使用袖帶，長時(shí)間測(cè)量容易導(dǎo)致靜脈充血從而影響精度，也會(huì)使被測(cè)者感到不適。而新興的通過分析心電信號(hào)和光電容積脈搏波描記信號(hào)求得脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，進(jìn)而求得血壓的測(cè)量方式，由于要測(cè)量心電信號(hào)會(huì)使得裝置整體結(jié)構(gòu)復(fù)雜，不便使用，因此不利于血壓計(jì)的便攜以及美觀設(shè)計(jì)。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的在于針對(duì)上述現(xiàn)有技術(shù)中的問題，提供一種基于手指動(dòng)脈波的無創(chuàng)血壓檢測(cè)系統(tǒng)及方法，該系統(tǒng)及方法操作方便、使用舒適、便攜性高，能夠滿足日常血壓監(jiān)護(hù)需求。

為了實(shí)現(xiàn)上述目的，本發(fā)明基于手指動(dòng)脈波的無創(chuàng)血壓檢測(cè)系統(tǒng)包括：

同時(shí)采集同一根手指動(dòng)脈前后兩點(diǎn)光電容積脈搏波信號(hào)的兩個(gè)光電容脈搏波傳感器；

用于對(duì)采集到的兩路光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行放大的濾波放大電路；

用于對(duì)兩路光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換并把對(duì)應(yīng)特征點(diǎn)進(jìn)行位置標(biāo)記，以及計(jì)算兩路波的波形特征點(diǎn)時(shí)間差得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，依據(jù)血壓的變化和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間成正比的關(guān)系建立線性方程，將所得脈搏波的傳導(dǎo)時(shí)間和經(jīng)過血壓計(jì)得到的血壓數(shù)據(jù)帶入線性方程，標(biāo)定個(gè)性化待定參數(shù)，并計(jì)算得到被測(cè)試者血壓的微處理器主控電路；

用于將被測(cè)試者實(shí)時(shí)血壓信息傳送到云平臺(tái)進(jìn)行存儲(chǔ)的移動(dòng)通信模塊；

用于對(duì)兩個(gè)光電容脈搏波傳感器、濾波放大電路、微處理器主控電路以及移動(dòng)通信模塊進(jìn)行供電的電池模塊。

兩個(gè)光電容脈搏波傳感器分別沿動(dòng)脈貼放在被測(cè)試者同一根手指的指尖及指根分枝處。

所述的兩個(gè)光電容脈搏波傳感器包括用于獲取實(shí)時(shí)脈搏波信號(hào)的光源和光接收器，光源采用峰值波長為500nm～600nm的綠光，光接收器接收峰值波長為530nm～600nm。

所述的濾波放大電路集成在光電容脈搏波傳感器上，連接光接收器的輸出端；所述的微處理器主控電路、移動(dòng)通信模塊及電池模塊集成于一體固定在手腕處。

所述的濾波放大電路采用分壓電阻設(shè)置直流偏置電壓為電源電壓的1/2。

所述的移動(dòng)通信模塊采用兼具GPS、GSM、GPRS功能的集成模塊。

所述的電池模塊連接能夠?qū)崿F(xiàn)450mV壓降的電壓調(diào)節(jié)器，并且有過壓保護(hù)功能。

本發(fā)明基于手指動(dòng)脈波的無創(chuàng)血壓檢測(cè)方法，包括以下步驟：

1)同時(shí)采集同一根手指動(dòng)脈前后兩點(diǎn)的光電容積脈搏波信號(hào)；

2)對(duì)采集到的兩路光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行濾波放大；

3)對(duì)兩路光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換并把對(duì)應(yīng)特征點(diǎn)進(jìn)行位置標(biāo)記，計(jì)算兩路波的波形特征點(diǎn)時(shí)間差得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，根據(jù)托馬斯·楊和莫恩斯波速公式得出的血壓和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間之間的近似關(guān)系式：BP＝a+b*PTT；式中，PTT為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，BP為血壓，a、b表示血壓和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間之間關(guān)系的個(gè)性化待定參數(shù)；

4)將所得脈搏波的傳導(dǎo)時(shí)間和經(jīng)過血壓計(jì)得到的血壓數(shù)據(jù)帶入線性方程，標(biāo)定個(gè)性化待定參數(shù)，將新的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間代入確定參數(shù)后的線性方程中計(jì)算得到被測(cè)試者的血壓；

5)通過移動(dòng)通信模塊將被測(cè)試者實(shí)時(shí)血壓信息傳送到云平臺(tái)進(jìn)行存儲(chǔ)。

所述步驟3)采用中值濾波對(duì)AD轉(zhuǎn)換后的兩路光電容積脈搏波信號(hào)去除高頻噪聲干擾。

所述步驟4)個(gè)性化待定參數(shù)在標(biāo)定時(shí)通過多組實(shí)驗(yàn)求取平均值。

與現(xiàn)有技術(shù)相比，由于人體皮膚、肌肉、組織等對(duì)光的吸收在整個(gè)血液循環(huán)中是恒定不變的，而皮膚內(nèi)的動(dòng)脈血液容積在心臟作用下呈搏動(dòng)變化。當(dāng)心臟收縮時(shí)外周血容積量最多，光吸收量最大，檢測(cè)到的光強(qiáng)度最小；而在心臟舒張時(shí)，正好相反，檢測(cè)到的光強(qiáng)度最大，這就使光吸收器接收到的光強(qiáng)度呈脈動(dòng)性變化。將此光強(qiáng)度變化信號(hào)轉(zhuǎn)換成電信號(hào)，便能夠利用人體指動(dòng)脈波動(dòng)時(shí)造成反射光率的不同來獲取脈搏波的波形。本發(fā)明基于手指動(dòng)脈波的無創(chuàng)血壓檢測(cè)系統(tǒng)通過同時(shí)采集同一根手指動(dòng)脈前后兩點(diǎn)光電容積脈搏波信號(hào)，進(jìn)而獲取脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間差，并利用脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間差和血壓之間的線性關(guān)系求得血壓值，最終將被測(cè)試者實(shí)時(shí)血壓信息通過移動(dòng)通信模塊傳送到云平臺(tái)進(jìn)行存儲(chǔ)，方便手機(jī)等通信設(shè)備查詢。本發(fā)明在測(cè)量過程中取代了使用袖帶束縛壓迫被測(cè)試者手臂，檢測(cè)過程更加舒適，采用可穿戴式設(shè)計(jì)，操作簡單，并且整體設(shè)計(jì)輕便小巧、方便攜帶，具有較高的可行性。

進(jìn)一步的，由于存在所監(jiān)測(cè)的脈搏波離心臟越遠(yuǎn)，則脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和動(dòng)脈血壓之間相關(guān)性越大的趨勢(shì)，本發(fā)明將兩個(gè)光電容脈搏波傳感器分別沿動(dòng)脈貼放在被測(cè)試者同一根手指的指尖以及指根分枝處，計(jì)算得到被測(cè)試者的血壓更加準(zhǔn)確。

進(jìn)一步的，本發(fā)明光電容脈搏波傳感器包括用于獲取實(shí)時(shí)脈搏波信號(hào)的光源和光接收器，光源采用峰值波長為500nm～600nm的綠光，光接收器接收峰值波長為530nm～600nm。兩者的峰值波長相近，靈敏度較高。由于脈搏信號(hào)的頻帶一般在0.05Hz～200Hz之間，信號(hào)幅度很小，通常在毫伏級(jí)水平，容易受到各種信號(hào)干擾，通過濾波放大電路將信號(hào)進(jìn)行放大，并采用分壓電阻設(shè)置直流偏置電壓為電源電壓的1/2，使放大后的信號(hào)容易被AD采集。

與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明基于手指動(dòng)脈波的無創(chuàng)血壓檢測(cè)方法實(shí)現(xiàn)了血壓連續(xù)測(cè)量，對(duì)比傳統(tǒng)基于柯氏音或示波法的袖帶式血壓測(cè)量方法，避免了單次測(cè)量易受到環(huán)境條件、身體狀況等諸多因素的影響，較好地滿足了監(jiān)護(hù)設(shè)備的實(shí)時(shí)性要求。相較于連續(xù)血壓測(cè)量方法中的容積補(bǔ)償法和動(dòng)脈張力法，本發(fā)明采用光電容脈搏波傳感器，在測(cè)量過程中不再使用袖帶束縛被測(cè)試者，使檢測(cè)過程變得更加舒適。對(duì)于被測(cè)試者來說，通過測(cè)量手指動(dòng)脈信息以檢測(cè)血壓的過程操作方便，無需脫掉衣服，并且不用壓迫到被測(cè)者的手臂。此外，本發(fā)明選擇同一根手指?jìng)?cè)動(dòng)脈的不同兩點(diǎn)作為測(cè)試點(diǎn)，既避免了動(dòng)脈信息采集時(shí)，血管狀態(tài)改變對(duì)脈搏波信號(hào)的影響，又舍棄了心電信號(hào)檢測(cè)，操作比較簡單，最終將被測(cè)試者實(shí)時(shí)血壓信息上傳至云平臺(tái)，方便監(jiān)護(hù)人員或被測(cè)者實(shí)時(shí)通過手機(jī)等設(shè)備查看血壓信息及后續(xù)的宏觀數(shù)據(jù)分析。

附圖說明

圖1本發(fā)明基于手指動(dòng)脈波的無創(chuàng)血壓檢測(cè)系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖；

圖2本發(fā)明信號(hào)分析處理的工作流程圖；

圖3脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的分析曲線圖；

具體實(shí)施方式

參見圖1，本發(fā)明基于手指動(dòng)脈波的無創(chuàng)血壓檢測(cè)系統(tǒng)包括兩個(gè)光電容脈搏波傳感器1、濾波放大電路、微處理器主控電路2、云平臺(tái)3、移動(dòng)通信模塊4以及電池模塊5。

光電容脈搏波傳感器1包括光源和光接收器，用于獲取實(shí)時(shí)脈搏波信號(hào)。光源采用峰值波長為515nm的綠光，而光接收器的接收峰值波長為565nm，兩者的峰值波長相近，靈敏度較高。此外，由于脈搏信號(hào)的頻帶一般在0.05Hz～200Hz之間，信號(hào)幅度很小，一般在毫伏級(jí)水平，容易受到各種信號(hào)干擾。因此在接收器后面使用了低通濾波器和由運(yùn)算放大器構(gòu)成的濾波放大電路，將信號(hào)放大了300～350倍，同時(shí)采用分壓電阻設(shè)置直流偏置電壓為電源電壓的1/2，使放大后的信號(hào)能夠很好地被微處理器主控電路2上的AD模塊采集到。

微處理器主控電路2根據(jù)獲取的兩路脈搏波波形計(jì)算脈搏波的傳導(dǎo)時(shí)間，并根據(jù)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與動(dòng)脈血壓之間的線性關(guān)系得出血壓值。主控模塊采用便攜式終端主控制器，是一個(gè)微控制器電路板，有14個(gè)數(shù)字輸入/輸出引腳，8個(gè)模擬輸入，一個(gè)16MHz的諧振器，一個(gè)復(fù)位按鈕，能夠使用USB轉(zhuǎn)TTL電平供電，也能夠利用外部電源提供電壓，微處理器的成本低且性能好，同時(shí)又滿足可穿戴式血壓計(jì)小型化集成化的要求。

移動(dòng)通信模塊4用于將實(shí)時(shí)血壓信息傳送到云平臺(tái)3，采用云平臺(tái)便于被測(cè)者或者其監(jiān)護(hù)人實(shí)時(shí)查詢血壓信息，并且移動(dòng)通信模塊4采用兼具GPS、GSM、GPRS功能的集成模塊，具有工業(yè)級(jí)的標(biāo)準(zhǔn)接口和GPS功能，在GSM以及GPS信號(hào)覆蓋的地方，無論何時(shí)何地都能夠?qū)崿F(xiàn)不同資產(chǎn)的無縫追蹤。

電池模塊5用于向所有模塊供電，可選鋰電池，便于攜帶使用，所有模塊的供電電壓均采用3.7V，并通過高精度電壓調(diào)節(jié)器實(shí)現(xiàn)450mV壓降，專門為低電壓應(yīng)用，且有過壓保護(hù)。

參見圖2，本發(fā)明基于手指動(dòng)脈波的無創(chuàng)血壓檢測(cè)方法包括以下步驟：

1)同時(shí)采集同一根手指動(dòng)脈前后兩點(diǎn)的光電容積脈搏波信號(hào)，將兩個(gè)光電容脈搏波傳感器1分別貼放在被測(cè)試者同一根手指的指尖以及指根分枝處；

2)對(duì)采集到的兩路光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行濾波放大；

3)通過微處理器主控電路2對(duì)兩路模擬脈搏波進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換，并把對(duì)應(yīng)特征點(diǎn)進(jìn)行位置標(biāo)記，計(jì)算兩路波的波形特征點(diǎn)時(shí)間差得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PTT，依據(jù)血壓的變化和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PTT成正比的關(guān)系建立線性方程。

4)將所得脈搏波的傳導(dǎo)時(shí)間和經(jīng)過血壓計(jì)得到的血壓數(shù)據(jù)帶入線性方程，標(biāo)定個(gè)性化待定參數(shù)，將新的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間代入確定參數(shù)后的線性方程中計(jì)算得到被測(cè)試者的血壓；

5)將實(shí)時(shí)血壓信息傳送到云平臺(tái)3，使被測(cè)者或其監(jiān)護(hù)人通過手機(jī)等設(shè)備實(shí)時(shí)查詢血壓信息，同時(shí)云平臺(tái)3長期積累的大量被測(cè)試者監(jiān)護(hù)數(shù)據(jù)樣本能為公共醫(yī)療部門提供決策支持。

上述步驟中，對(duì)采集到的脈搏波采用中值濾波算法去除高頻干擾。脈搏波信號(hào)在采集的過程中容易受到高頻噪聲的干擾，這些噪聲主要是由人體活動(dòng)、肌肉緊張、采集設(shè)備所處的外界條件引起。中值濾波是先將AD轉(zhuǎn)換后的波形信息當(dāng)作一個(gè)數(shù)字序列，再將序列中一點(diǎn)的值用該點(diǎn)的一個(gè)鄰域中各點(diǎn)值的中值代替，消除孤立的噪聲點(diǎn)，讓波形點(diǎn)上的值更接近真實(shí)值。這樣能夠有效的去除噪聲，保護(hù)部分信號(hào)細(xì)節(jié)如重搏波，還能保留信號(hào)的頻譜特性。

上述步驟中，血壓與脈搏波之間的線性關(guān)系是由托馬斯·楊和莫恩斯波速公式得出的血壓和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間之間的近似關(guān)系式：BP＝a+b*PTT，其中，PTT為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，BP為血壓；a、b表示血壓和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間之間關(guān)系的個(gè)性化待定參數(shù)。

脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的變化和血壓大小的變化成正比，且存在檢測(cè)的脈搏波離心臟越遠(yuǎn)，其脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和血壓的相關(guān)性越大的趨勢(shì)。由于個(gè)體生理機(jī)能的差異，參數(shù)a、b的值因人而異，但對(duì)于同一個(gè)體，它們的值是穩(wěn)定的。上述步驟中，個(gè)性化待定參數(shù)a、b的標(biāo)定是利用實(shí)驗(yàn)測(cè)定兩組脈搏波時(shí)間差和兩組對(duì)應(yīng)的真實(shí)血壓值，將它們代入血壓和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間差的對(duì)應(yīng)關(guān)系式，建立二元一次方程組，求解出兩個(gè)未知值a、b，再將a、b代入原方程完善出血壓和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的對(duì)應(yīng)關(guān)系式。當(dāng)然，通過多組實(shí)驗(yàn)求取平均值能夠縮小誤差。

本發(fā)明基于的工作原理如下：當(dāng)一定波長的光束照射到指端皮膚表面時(shí)，光束將通過反射方式傳送到光電接收器，在此過程中由于受到指端皮膚肌肉和血液的吸收衰減作用，光電容脈搏波傳感器1檢測(cè)到的光強(qiáng)度將減弱。其中，皮膚、肌肉、組織等對(duì)光的吸收在整個(gè)血液循環(huán)中是恒定不變的，而皮膚內(nèi)的動(dòng)脈血液容積在心臟作用下呈搏動(dòng)變化。當(dāng)心臟收縮時(shí)外周血容積量最多，光吸收量最大，檢測(cè)到的光強(qiáng)度最??；而在心臟舒張時(shí)，正好相反，檢測(cè)到的光強(qiáng)度最大，這使光吸收器接收到的光強(qiáng)度呈脈動(dòng)性變化。將此光強(qiáng)度變化信號(hào)轉(zhuǎn)換成電信號(hào)，便能夠利用人體指動(dòng)脈波動(dòng)時(shí)造成反射光率的不同來獲取脈搏波波形。這種方法采集體征信息避免了傳統(tǒng)血壓測(cè)量法使用袖帶給測(cè)試者帶來的束縛感，并且將測(cè)試點(diǎn)選在指端使測(cè)量更加容易操作、裝置更方便攜帶。獲得同一指動(dòng)脈不同兩點(diǎn)的脈搏波波形，就可以求出脈搏波的傳導(dǎo)時(shí)間。同時(shí)因?yàn)槊}搏波傳導(dǎo)時(shí)間和動(dòng)脈血壓之間存在足夠的相關(guān)性，并存在監(jiān)測(cè)的脈搏波離心臟越遠(yuǎn)，相關(guān)性越大的趨勢(shì)。由托馬斯·楊和莫恩斯波速公式得出血壓和PTT之間的近似關(guān)系式可以間接求得血壓值，所以本發(fā)明方法具有很高的可行性。

本發(fā)明基于手指動(dòng)脈波的無創(chuàng)血壓檢測(cè)方法選取指間動(dòng)脈作為測(cè)試點(diǎn)，采用光電容脈搏波傳感器1采集前后兩點(diǎn)脈搏波的波形，如圖3所示，對(duì)比前后兩路波形對(duì)應(yīng)特征點(diǎn)的位置關(guān)系，確定脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，由血壓和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間之間的近似關(guān)系式間接求得血壓值。

本發(fā)明以指套形式將兩個(gè)光電容脈搏波傳感器1分別沿動(dòng)脈貼放在被測(cè)試者同一根手指的指尖以及指根分枝處，濾波放大電路集成在光電容脈搏波傳感器1上，連接光接收器的輸出端，微處理器主控電路2、移動(dòng)通信模塊4及電池模塊5集成于一體固定在手腕處。光電容脈搏波傳感器1將采集到的脈搏波信息經(jīng)濾波放大，傳送至微處理器主控電路2，經(jīng)主控芯片運(yùn)算處理后，將獲得的血壓信息通過移動(dòng)通信模塊4上傳至云平臺(tái)3，方便手機(jī)等通訊設(shè)備進(jìn)行實(shí)時(shí)查詢。本發(fā)明方法能夠?qū)崿F(xiàn)高度集成化，應(yīng)用于小型可穿戴式無袖帶血壓計(jì)，實(shí)現(xiàn)被測(cè)試者血壓的無創(chuàng)連續(xù)監(jiān)測(cè)。