一種在電子血壓計(jì)中確定收縮壓的斜率差均方根值算法
【專利摘要】一種在電子血壓計(jì)中確定收縮壓的斜率差均方根值算法，本發(fā)明涉及基于“示波法”的電子血壓計(jì)的【技術(shù)領(lǐng)域】，提出一種確定收縮壓的算法，適合在電子血壓計(jì)的單片機(jī)上實(shí)現(xiàn)。傳統(tǒng)的FAN算法在確定準(zhǔn)確的收縮壓采樣點(diǎn)位置時(shí)，算法復(fù)雜，需單片機(jī)將采樣數(shù)據(jù)上傳至PC，由PC借助特殊的數(shù)學(xué)軟件完成處理，使測(cè)量過程變得復(fù)雜，測(cè)量裝置便攜性較差。本發(fā)明提出的一種“斜率差均方根值算法”，可快速有效確定收縮壓采樣點(diǎn)位置，使血壓測(cè)量裝置有很好的便攜性，并易于操作。
【專利說明】-種在電子血壓計(jì)中確定收縮壓的斜率差均方根值算法

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及電子血壓計(jì)的醫(yī)療電子信息【技術(shù)領(lǐng)域】，特別是涉及一種基于"示波法" 的利用斜率差均方根值法快速、有效判別人體收縮壓的方法，適合在單片機(jī)上實(shí)現(xiàn)。

【背景技術(shù)】
[0002] 人體血壓的測(cè)量分為直接測(cè)量和間接測(cè)量。前者需要側(cè)破血管，放入導(dǎo)管，雖然測(cè) 量精度較高，但是對(duì)實(shí)驗(yàn)環(huán)境的安全和衛(wèi)生要求較高，所W-般限于危重病人。間接測(cè)量又 稱無創(chuàng)測(cè)量，僅限于測(cè)定動(dòng)脈壓力，雖然方法簡(jiǎn)單易行，但是測(cè)量精度較差，并且只能測(cè)量 收縮壓和舒張壓，但是人們還在不斷尋找提高精度，目前臨床上廣泛使用的是柯式音法(聽 診法)，W及在它基礎(chǔ)上改進(jìn)的"示波法"。示波法可W實(shí)現(xiàn)自動(dòng)化測(cè)量血壓，本節(jié)主要介紹 示波法的測(cè)量原理和方法。
[0003] 示波法使用?？诘某錃庑鋷Ю@上臂一周，通過充氣球先給袖帶充氣，當(dāng)袖帶內(nèi)靜 壓力大于動(dòng)脈收縮壓（SP)時(shí)，袖帶阻斷動(dòng)脈血流，此時(shí)袖帶內(nèi)沒有脈搏信號(hào)(脈搏信號(hào)為小 振幅的交流信號(hào)）生成；再緩慢均勻放氣，當(dāng)袖帶內(nèi)靜壓力低于收縮壓時(shí)，開始生成脈搏信 號(hào)，并且脈搏信號(hào)的波幅隨靜壓減小而逐漸增大；靜壓力等于平均動(dòng)脈壓（MP)時(shí)，動(dòng)脈關(guān) 閉處于去負(fù)荷狀態(tài)，脈搏信號(hào)波幅達(dá)到最大；當(dāng)袖帶內(nèi)壓力小于平均壓時(shí)，脈搏信號(hào)的波幅 逐漸減?。划?dāng)靜壓力小于舒張壓（DP) W后，動(dòng)脈管壁剛性增加，脈搏信號(hào)的波幅又維持較 小等幅度的水平。整個(gè)過程如圖1所示。
[0004] 脈搏信號(hào)為交流信號(hào)，頻率等于人體脈搏的頻率，脈搏信號(hào)的包絡(luò)近似于拋物線， 分別如圖2、圖3所示。
[0005] 脈搏信號(hào)波幅序列中的最大振幅A"處的壓力被定義為平均壓，常用幅度系數(shù)法 從脈搏信號(hào)歸一化的包絡(luò)線上找出舒張壓和收縮壓，即； Asp/A皿=a，其中 a G [0. 3, 0. 75] 八。。/4"=目，其中目￡化4,0.9] 該種方法被證明是簡(jiǎn)潔有效，具有較強(qiáng)的抗干擾性和個(gè)體適應(yīng)性，容易在W微處理 器為核也的監(jiān)護(hù)儀中實(shí)現(xiàn)。但該僅僅是初步測(cè)量，由下面的算法來精確測(cè)定收縮壓。
[0006] (1) FAN算法(扇形算法）測(cè)定收縮壓 收縮壓處的脈搏波波形特點(diǎn)是波谷形狀平緩，為此本算法采用扇形（FAN)算法識(shí)別形 狀平緩的波谷。FAN算法的大致原理如下圖4,主要分為W下兩步： 步驟1 :首先設(shè)置特定的闊值（蘭f )，然后W第一個(gè)采樣點(diǎn)TO作為起點(diǎn)，W TO與下一 個(gè)采樣點(diǎn)T1的連線T0T1為基準(zhǔn)，在T0T1上下各取f弧度，得到直線扣1，L1);若第H個(gè) 采樣點(diǎn)（T2)落在U1、L1之間，則用T2取代T1，W連線T0T2為基準(zhǔn)，上下各取f得到直線 扣2，L2)，將扣2，L2)與扣1，L1)比較，保留最會(huì)聚的直線，圖中為扣1，L2)，此過程不斷重 復(fù)下去，直到采樣點(diǎn)Tm落到區(qū)域W外。
[0007] 步驟2 ;在脈搏波波形的每一拍中，設(shè)定初始闊值為f。，W每拍的第一個(gè)點(diǎn)為第一 個(gè)采樣點(diǎn)，按照FAN算法執(zhí)行步驟1，計(jì)算后面的采樣點(diǎn)是否在得到的直線區(qū)域W內(nèi)。如果 該拍內(nèi)所有的采樣點(diǎn)均在該區(qū)域內(nèi)，則度量范圍為f。，如果采樣點(diǎn)Tm落在該區(qū)域W外，貝U 更新度量闊值為f,，重新執(zhí)行步驟1。如此循環(huán)，直到該拍內(nèi)所有的采樣點(diǎn)均在區(qū)域W內(nèi)， 得到度量范圍f。。最小的拍即收縮壓SP所在的拍。FAN算法是目前較為準(zhǔn)確和可靠 判定收縮壓所在點(diǎn)的算法。
[0008] 由于FAN算法較為復(fù)雜，通常的做法是將單片機(jī)取樣生成的脈搏信號(hào)送往上位機(jī) 或PC，由上位機(jī)或PC上數(shù)學(xué)運(yùn)算軟件等工具來完成復(fù)雜的計(jì)算，所W不適合在處理能力一 般的單片機(jī)上實(shí)現(xiàn)，而且整個(gè)測(cè)量過程也不適合一般消費(fèi)者來操作，因此該樣的血壓測(cè)量 設(shè)備將變得使用復(fù)雜，完全失去便攜性。本發(fā)明的主要目的就是改進(jìn)和簡(jiǎn)化FAN算法，使之 可在性能中等的單片機(jī)上進(jìn)行實(shí)現(xiàn)，保持電子血壓測(cè)量設(shè)備的便攜、易用的優(yōu)點(diǎn)。
[000引 參考文獻(xiàn)： 1、崔浩正(發(fā)明人)，《一種在電子血壓計(jì)中確定收縮壓和舒張壓的算法》，中國(guó)發(fā)明專 利申請(qǐng)?zhí)?013101292426,狀態(tài)；等待頒證公告。
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【發(fā)明內(nèi)容】

[0014] 為了克服上述現(xiàn)有技術(shù)的不足，本發(fā)明提供了一種快速確定收縮壓和舒張壓的方 法，便于在單片機(jī)上進(jìn)行實(shí)現(xiàn)。因?yàn)樯刃嗡惴ù_定收縮壓過于復(fù)雜，限于單片機(jī)等MCU的性 能而無法實(shí)現(xiàn)，而單片機(jī)等MCU又是便攜式電子血壓計(jì)等測(cè)量設(shè)備必不可缺的重要器件之 一，所W本發(fā)明使便攜式電子血壓計(jì)的便攜性、易用性成為可能。
[0015] 本發(fā)明所采用的技術(shù)方案是；根據(jù)圖5,測(cè)量開始時(shí)，MCU -邊采樣壓力傳感器信 號(hào)測(cè)量靜壓，一邊控制微型充氣粟將袖帶壓力提升至UOmrnHg，然后停止采樣壓力傳感器信 號(hào)，控制充氣粟W 3?5mmHg/砂的速度緩慢放氣。當(dāng)袖帶內(nèi)靜壓力低于收縮壓時(shí)，帶通濾 波器輸出脈搏波信號(hào)，MCU對(duì)脈搏波信號(hào)進(jìn)行采樣，記錄下每個(gè)脈搏波幅度的最大值，同時(shí) MCU立即啟動(dòng)采樣壓力傳感器信號(hào)，測(cè)定并記錄袖帶內(nèi)的靜壓。當(dāng)袖帶內(nèi)靜壓力低于舒張壓 時(shí)，脈搏波信號(hào)逐漸消失，停止兩路信號(hào)的采樣。MCU內(nèi)存RAM記錄的脈搏波最大值，可形成 一條脈搏波的包絡(luò)線，如圖3，脈搏波包絡(luò)線橫軸代表血壓，縱軸代表脈搏波信號(hào)的幅度。
[0016] 在確定收縮壓時(shí)，觀察脈搏波包絡(luò)線位于平均壓左側(cè)的部分，從第一個(gè)采樣點(diǎn)開 始，參考圖6,為了使圖形簡(jiǎn)潔干凈，圖中只標(biāo)明每個(gè)采樣點(diǎn)的縱軸和橫軸的坐標(biāo)值，W下說 明： TO為第一個(gè)采樣點(diǎn)坐標(biāo)為（T。，A。)，其橫軸的采樣時(shí)刻為T。，對(duì)應(yīng)的脈搏波幅度為A。； T1為第二個(gè)采樣點(diǎn)坐標(biāo)為訂1，Ai)，其橫軸的采樣時(shí)刻為Ti，對(duì)應(yīng)的脈搏波幅度為Ai ; 依次類推，第m個(gè)采樣點(diǎn)Tm-1坐標(biāo)為化_1，Am_i)，其橫軸的采樣時(shí)刻為Tm_i，對(duì)應(yīng)的脈 搏波幅度為Am_i。
[0017] 第（m+1)個(gè)采樣點(diǎn)Tm為脈搏波幅度最大值的采樣點(diǎn)，坐標(biāo)為（Tm，Am),其橫軸的 采樣時(shí)刻為Tm，對(duì)應(yīng)脈搏波幅度的最大值為Am。
[0018] 在計(jì)算機(jī)進(jìn)行處理時(shí)，每個(gè)采樣時(shí)刻MCU采樣到的脈搏波幅度連同采樣時(shí)刻，存 儲(chǔ)在內(nèi)存的結(jié)構(gòu)數(shù)組中，計(jì)算收縮壓和舒張壓在脈搏波包絡(luò)線上的位置就轉(zhuǎn)換尋找相應(yīng)的 采樣時(shí)刻。因?yàn)椴蓸覹固定的頻率進(jìn)行，所W通過結(jié)構(gòu)數(shù)組的下標(biāo)即可對(duì)橫軸進(jìn)行歸一化 處理，加快處理速度。
[0019] 本發(fā)明的計(jì)算方法和步驟如下： 第一步，W第一個(gè)被觀察的采樣點(diǎn)TO作為基點(diǎn)，連線至包絡(luò)線頂點(diǎn)Tm (即平均壓 所在的采樣點(diǎn)）形成一條線段TOTm。同時(shí)將TO連線至它與包絡(luò)線頂點(diǎn)之間的每個(gè)采 樣點(diǎn)T1、T2、……Tm-1，形成一個(gè)包含（m-1)條線段T0T1、T0T2、……、T0Tm-l的集 合L0。然后比較和計(jì)算線段TOTm的斜率與集合L0中每條線段的斜率的差值，形成一 個(gè)新的集合R0, W R0中每個(gè)樣本表示集合L0中相應(yīng)線段與線段TOTm的偏離程度。本 發(fā)明量化該種偏離程度的方法是求集合R0的樣本的均方根值（MS)，計(jì)算公式為：

【權(quán)利要求】
1. 一種在電子血壓計(jì)中確定收縮壓的算法，基于對(duì)脈搏波信號(hào)及其包絡(luò)線的處理，在 單片機(jī)上實(shí)現(xiàn)對(duì)收縮壓和舒張壓采樣點(diǎn)的準(zhǔn)確判別，實(shí)現(xiàn)血壓的自動(dòng)化測(cè)量，其特征是：在 脈搏波包絡(luò)線頂點(diǎn)Tm的左側(cè)，從左至右依次選擇TO、Tl、T2、……、Tm_l中的一個(gè)采樣點(diǎn) 作為基準(zhǔn)點(diǎn)，如Tn點(diǎn)，連線至脈搏波包絡(luò)線的頂點(diǎn)Tm形成一條線段TnTm，接著從該基準(zhǔn)點(diǎn) 連線至它和脈搏波包絡(luò)線頂點(diǎn)之間的各采樣點(diǎn)，形成一個(gè)基于Tn點(diǎn)的包含（m-n-1)條線段 的集合Ln，然后計(jì)算集合Ln中的每條線段斜率相對(duì)于基準(zhǔn)點(diǎn)至脈搏波包絡(luò)線頂點(diǎn)的線段 TnTm斜率之間的差值，形成一個(gè)基于Tn點(diǎn)的斜率差值的集合Rn，當(dāng)下標(biāo)n從0增加到（m-1) 時(shí)，由基于所有采樣點(diǎn)的線段集合LO、LI、L2、…、Lm-1，分別計(jì)算并產(chǎn)生新的集合RO、R1、 R2、…、Rm-1，以集合RO、Rl、R2、…、Rm-1的斜率差樣本的均方根值作為確定收縮壓的采 樣點(diǎn)位置的依據(jù)。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的算法，其特征是：在脈搏波包絡(luò)線頂點(diǎn)Tm的左側(cè)，以基于所 有采樣點(diǎn)的集合R0、R1、R2、…、Rm-1計(jì)算出來的每個(gè)集合的斜率差樣本的均方根值，是 相應(yīng)集合Ln (0 < n < m-1)中的線段與線段TnTm總體上的偏離程度，偏離程度與集合Rn (0彡n彡m-1)的斜率差樣本的均方根值成正比。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的算法，其特征是：在脈搏波包絡(luò)線頂點(diǎn)Tm的左側(cè)，以基于所 有采樣點(diǎn)的集合R〇、Rl、R2、…、Rm-1計(jì)算出來的每個(gè)集合的斜率差樣本的均方根值為依 據(jù)確定收縮壓采樣點(diǎn)的位置，判別標(biāo)準(zhǔn)是集合Rn (0 < n < m-1)的斜率差樣本的均方根值 最小。
【文檔編號(hào)】A61B5/0225GK104398248SQ201410762707
【公開日】2015年3月11日 申請(qǐng)日期:2014年12月14日 優(yōu)先權(quán)日:2014年12月14日
【發(fā)明者】瞿浩正 申請(qǐng)人:瞿浩正