本發(fā)明涉及血壓監(jiān)測傳感器測量領(lǐng)域，尤其涉及一種無袖帶血壓測量系統(tǒng)。

背景技術(shù)：

隨著社會經(jīng)濟的快速發(fā)展，人們對健康狀況越來越重視；尤其是隨著老齡人口的增長和慢性病人群的不斷增多，高血壓患者日益增多，現(xiàn)有的臂式或腕式動態(tài)血壓監(jiān)測設(shè)備由于需要充放氣，存在對被監(jiān)測者影響干擾大(尤其不適合睡眠過程中的動態(tài)連續(xù)血壓監(jiān)測)、不能實現(xiàn)對動脈血壓逐拍、連續(xù)監(jiān)測，并且存在功耗高等不足。

基于脈搏波傳輸時間間接得到逐拍血壓是常用的一種連續(xù)、動態(tài)血壓監(jiān)測方法，但由于脈搏波的傳輸時間是基于心電、血氧、阻抗和體表壓力脈搏波等生理信號通過計算得到，由于白天工作、生活中的運動、晚上睡覺翻身等動作都會影響到心電、血氧、阻抗和壓力脈搏波等生理信號波形的獲取質(zhì)量，進而影響到脈搏波傳輸時間的測量結(jié)果，最終影響無袖帶、連續(xù)、動態(tài)血壓的測量精度。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

(一)要解決的技術(shù)問題

本發(fā)明的目的是針對現(xiàn)有基于心電、血氧、阻抗和體表壓力脈搏波等生理信號波形得到脈搏波傳輸時間的無袖帶連續(xù)血壓測量精度差的問題，提供一種無袖帶、連續(xù)、動態(tài)、逐拍血壓測量系統(tǒng)。

(二)技術(shù)方案

本發(fā)明提供了一種無袖帶血壓測量系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括：擬合單元，用于對參考血壓數(shù)據(jù)和脈搏波傳輸時間進行函數(shù)擬合；生理信號獲取質(zhì)量在線計算單元，用于在線評估生理信號波形在日常工作與生活狀態(tài)下獲取的波形質(zhì)量，得到波形質(zhì)量因子；脈搏波傳輸時間在線計算單元，用于從生理信號波形中計算脈搏波傳輸時間，所述脈搏波傳輸時間為一序列；卡爾 曼濾波單元，用于對血壓或脈搏波傳輸時間進行卡爾曼濾波；以及血壓計算單元，用于根據(jù)脈搏波傳輸時間和擬合參數(shù)計算血壓，所述血壓為一序列。

(三)有益效果

從上述技術(shù)方案可以看出，本發(fā)明的提高無袖帶血壓測量精度的方法及系統(tǒng)至少具有以下有益效果其中之一：

(1)在線評估由于身體運動等因素對生理信號波形獲取質(zhì)量的影響，實時掌握測量過程中噪聲的強弱情況；

(2)在生理信號波形質(zhì)量較差的情況下，采用卡爾曼濾波的方法用過去由脈搏波計算得到的血壓值對當前點的血壓值進行估計，從而降低噪聲通過生理信號波形對血壓監(jiān)測精度的影響，提高無袖帶、動態(tài)、連續(xù)血壓的測量精度。

附圖說明

圖1是本發(fā)明的無袖帶血壓測量系統(tǒng)的組成單元；

圖2是本發(fā)明的無袖帶血壓測量系統(tǒng)的流程圖；

圖3是本發(fā)明的無袖帶血壓測量系統(tǒng)的另一流程圖；

圖4是本發(fā)明的脈搏波傳輸時間計算示意圖；

圖5是采用新方法與傳統(tǒng)方法進行無袖帶連續(xù)收縮壓與舒張壓測量的誤差分布比較。

具體實施方式

為使本發(fā)明的技術(shù)方案和優(yōu)點更加清晰易懂，下面結(jié)合具體實施示例，并參閱附圖，對本發(fā)明進一步詳細說明。

請參閱圖1，本發(fā)明實施例提供了一種無袖帶、連續(xù)、動態(tài)血壓測量系統(tǒng)，包括擬合單元1、生理信號獲取質(zhì)量在線計算單元2、脈搏波傳輸時間在線計算單元3、卡爾曼濾波單元4、血壓計算單元5。擬合單元1用于對參考血壓數(shù)據(jù)和脈搏波傳輸時間進行函數(shù)擬合；生理信號獲取質(zhì)量在線計算單元2用于在線評估心電、血氧、阻抗和體表壓力脈搏波等生理信號波形在日常工作與生活狀態(tài)下獲取的波形質(zhì)量，在線評估由于身體運動等因素對生理信號波形獲取質(zhì)量的影響，得到波形質(zhì)量因子；脈搏波傳 輸時間在線計算單元3用于從生理信號波形中計算脈搏波傳輸時間，所述脈搏波傳輸時間為一序列；卡爾曼濾波單元4用于對血壓序列或脈搏波傳輸時間序列進行卡爾曼濾波；血壓計算單元5用于根據(jù)脈搏波傳輸時間和擬合參數(shù)計算血壓，所述血壓為一序列。

具體的，所述擬合單元包括：

第一擬合子單元，用于N次測量生理信號波和參考血壓值，并基于每一次測量得到的生理信號波，計算其對應(yīng)的脈搏波傳輸時間；

第二擬合子單元，用于對脈搏波傳輸時間和對應(yīng)的參考血壓值進行擬合，得到兩者的函數(shù)關(guān)系。

在所述的卡爾曼濾波單元中，基于波形質(zhì)量因子對血壓序列進行卡爾曼濾波，在一個工作過程中：

在生理信號波形質(zhì)量因子高于預(yù)設(shè)的第一閾值時，分為以下兩種情況：

波形質(zhì)量因子高于預(yù)設(shè)的第二閾值時，增加當前血壓值的權(quán)重，對血壓值進行估計，得到濾波后的血壓值；

波形質(zhì)量因子低于預(yù)設(shè)的第二閾值時，增加前一個血壓值的權(quán)重，對血壓值進行估計，得到濾波后的血壓值；

在生理信號波形質(zhì)量因子低于所述第一閾值時，不進行卡爾曼濾波過程的更新，以前一個血壓值作為當前的血壓值；

卡爾曼濾波單元連續(xù)工作，從而得到連續(xù)的高精度血壓序列。

或者，在所述的卡爾曼濾波單元中，基于波形質(zhì)量因子對脈搏波傳輸時間序列進行卡爾曼濾波，在一個工作過程中，

在生理信號波形質(zhì)量因子高于預(yù)設(shè)的第一閾值時，分為以下兩種情況：

波形質(zhì)量因子高于預(yù)設(shè)的第二閾值時，增加當前脈搏波傳輸時間的權(quán)重，對脈搏波傳輸時間進行估計，得到濾波后的脈搏波傳輸時間；

波形質(zhì)量因子低于預(yù)設(shè)的第二閾值時，增加前一個脈搏波傳輸時間的權(quán)重，對脈搏波傳輸時間進行估計，得到濾波后的脈搏波傳輸時間；

在生理信號波形質(zhì)量因子低于所述第一閾值時，不進行卡爾曼濾波過程的更新，以前一個的脈搏波傳輸時間作為當前的脈搏波傳輸時間；

卡爾曼濾波單元連續(xù)工作，從而得到連續(xù)的高精度脈搏波傳輸時間序列。

請參閱圖2，在此實施例中，無袖帶血壓測量系統(tǒng)的具體工作過程為：

在校準過程中：

首先，由用戶進行N次測量，在每次測量中得到生理信號波和參考血壓；

其次，對于每一次測量的生理信號波，由脈搏波傳輸時間在線計算單元3計算其對應(yīng)的脈搏波傳輸時間；

再次，由擬合單元1對脈搏波傳輸時間和對應(yīng)的參考血壓進行擬合，得到兩者的函數(shù)關(guān)系；

在測量過程中：

首先，由生理信號獲取質(zhì)量在線計算單元2進行生理信號測量，得到生理信號波，計算該生理信號波的波形質(zhì)量因子；

其次，對于所述生理信號波，由脈搏波傳輸時間在線計算單元計算其對應(yīng)的脈搏波傳輸時間，連續(xù)測量得到對應(yīng)的脈搏波傳輸時間序列；

再次，由血壓計算單元利用所述函數(shù)關(guān)系，計算所述脈搏波傳輸時間序列對應(yīng)的實際血壓序列；

最后，由卡爾曼濾波單元4基于波形質(zhì)量因子對所述實際血壓序列進行卡爾曼濾波，在生理信號波形質(zhì)量因子高于預(yù)設(shè)的閾值時，波形質(zhì)量因子越高，血壓的估計值越依賴于當前的血壓值，波形質(zhì)量因子越低，血壓的估計值越依賴于前一個血壓值，在生理信號波形質(zhì)量因子低于所述閾值時，認為血壓值太不可靠，此時不進行卡爾曼濾波過程的更新，從而得到連續(xù)的高精度血壓序列。

其中，生理信號包括心電信號、血氧信號、阻抗信號、體表壓力脈搏波信號中的一種或多種的組合。

計算生理信號波的波形質(zhì)量因子時，可以分別計算心電、血氧、阻抗和體表壓力脈搏波等生理信號波形的單個波形質(zhì)量因子，也可以在單個波形質(zhì)量因子計算的基礎(chǔ)上，融合兩個或多個波形質(zhì)量因子得到綜合波形質(zhì)量因子。在沒有噪聲或噪聲小的時候生理信號波形的獲取質(zhì)量高，在有較強噪聲的時候生理信號波形的獲取質(zhì)量低，舉例來說，可以在生理信號波形質(zhì)量好的時候，將生理信號波形質(zhì)量因子設(shè)為1，在沒有生理信號純噪聲的場合，將生理信號波形質(zhì)量因子設(shè)為0，在其它噪聲環(huán)境下，生理信 號波形質(zhì)量因子根據(jù)噪聲的大小和波形質(zhì)量的好壞取0到1之間的值。

請參閱圖4，從心電、血氧、阻抗和體表壓力脈搏波等一種或多種生理信號中計算脈搏波的傳輸時間，可以由心電信號與血氧信號、阻抗信號、體表壓力脈搏波信號中的一個或多個獲取，也可以從血氧信號、阻抗信號和體表壓力脈搏波信號中兩個或多個中獲取。這里作為示意，脈搏波傳輸時間基于心電信號和血氧信號獲取，在具體實施時，也可以從其它生理信號組成中進行獲取(比如從心電信號與阻抗信號、血氧信號與血氧信號、阻抗信號與阻抗信號、體表壓力脈搏波信號與體表壓力脈搏波信號、血氧信號與阻抗信號等組合中獲取，這里限于篇幅不一一進行列舉)。分析提取心電信號5的R波位置和血氧波形6的特征點位置(可以是波峰、波谷或上升斜率最大處等)，然后計算脈搏波的傳輸時間7，圖3中給出了由心電R點和血氧容積圖波形峰值點得到的脈搏波傳輸時間PTT_peak和由心電R點和血氧容積圖波形谷值點得到的脈搏波傳輸時間PTT_foot的示意圖，在具體實施時，脈搏波的傳輸時間也可以從心電波形5與血氧波形6的其它特征點獲取。

在進行無袖帶血壓監(jiān)測之前，需要采用線性擬合單元結(jié)合從有創(chuàng)血壓監(jiān)測傳感器或基于柯示音法、示波法等無創(chuàng)血壓傳感器中得到的收縮壓、舒張壓和平均壓等參考血壓數(shù)據(jù)與脈搏波傳輸時間進行線性擬合，得到相應(yīng)的擬合斜率與截距。具體線性擬合方法既可以采用最小二乘法，也可以采用其它線性擬合方法，將脈搏波傳輸時間與參考血壓信號中的收縮壓、舒張壓和平均壓分別進行線性擬合，可以得到三對擬合參數(shù)，分別由斜率和截距組成。根據(jù)最小二乘法進行線性擬合時，比如y＝nx+b，式中y代表參考血壓值(收縮壓、舒張壓或平均壓)，x代表脈搏波傳輸時間，脈搏波傳輸時間與y_收縮壓擬合得到n_收縮壓與b_收縮壓，脈搏波傳輸時間與y_舒張壓擬合得到n_舒張壓與b_舒張壓，脈搏波傳輸時間與y_平均壓擬合得到n_平均壓與b_平均壓。

最后聯(lián)合生理信號波形質(zhì)量因子對基于脈搏波傳輸時間得到的無袖帶連續(xù)監(jiān)測收縮壓、舒張壓和平均壓等進行卡爾曼濾波，在生理信號波形獲取質(zhì)量高的時候，波形質(zhì)量因子越高，血壓的估計值越依賴于當前的血壓值，波形質(zhì)量因子越低，血壓的估計值越依賴于前一個血壓值，在生理信號波形質(zhì)量因子低于所述閾值時，認為血壓值太不可靠，此時不進行卡 爾曼濾波過程的更新，從而得到連續(xù)的高精度血壓序列。從而降低偶發(fā)隨機噪聲對無袖帶收縮壓、舒張壓和平均壓測量精度的影響。

由于本發(fā)明的血壓監(jiān)測手段是動態(tài)、連續(xù)、逐拍，所以血壓與脈搏波傳輸時間是與心跳周期相關(guān)的時間序列數(shù)據(jù)，即為波形數(shù)據(jù)。具體的卡爾曼濾波過程如下：

卡爾曼濾波器是一個最優(yōu)化自回歸數(shù)據(jù)處理算法，對于一個離散控制過程的系統(tǒng)，該系統(tǒng)可用一個線性隨機差分方程來描述：

X(n+1)＝F*X(n)+B*U(n)+W(n)

再加上系統(tǒng)的測量值：

Y(n)＝H*X(n)+V(n)

上述兩個式子中，X(n)是n時刻的系統(tǒng)狀態(tài)，U(n)是n時刻對系統(tǒng)的控制量。F和B是系統(tǒng)參數(shù)。Y(n)是n時刻的測量值，H是測量系統(tǒng)的參數(shù)。W(n)和V(n)分別表示過程和測量的噪聲。他們被假設(shè)成高斯白噪聲，他們的協(xié)方差分別是Q，R。

在實際應(yīng)用中，是采用帶有噪聲的測量值Y(n)來估計系統(tǒng)的當前狀態(tài)X(n+1)。首先，我們用系統(tǒng)的上一個狀態(tài)來估計系統(tǒng)的當前狀態(tài)：

式中是系統(tǒng)在時刻n，協(xié)方差為P_n|n的最優(yōu)估計，是協(xié)方差為P_n+1|n系統(tǒng)在n+1時刻的先驗估計，

P_n+1|n＝F·P_n|n·F^T+Q

系統(tǒng)的更新過程如下：

G_n+1＝P_n+1|n·H^T·(H·P_n+1|n·H^T+R)^-1

P_n+1|n+1＝(I-G_n+1·H)·P_n+1|n

式中G_n+1代表卡爾曼增益，結(jié)合測量值與狀態(tài)的先驗估計值，我們就能得到系統(tǒng)當前狀態(tài)的最優(yōu)估計值

在無袖帶的血壓測量與估計中，血壓值BP與脈搏波傳輸時間PTT近似負線性相關(guān)，脈搏波傳輸時間PTT是測量變量，血壓值BP是系統(tǒng)狀態(tài) 變量，卡爾曼公式可以描述為：

BP_n+1＝BP_n+Wn

PTT_n＝αBP_n+β+Vn

其中，BP_n為第n次的血壓值，Wn為噪聲，BP_n+1為第n+1次的血壓值，α為系數(shù)，β為常數(shù)，Vn為噪聲，PTT_n為脈搏波傳輸時間。

為了使無袖帶血壓的估計值更多地來源于信號質(zhì)量好的波形數(shù)據(jù)和PTT數(shù)據(jù)，我們采用波形質(zhì)量因子SQI對測量噪聲的協(xié)方差R進行修正，

式中R₀為1，當波形質(zhì)量因子SQI_n高(接近于1)時趨于1，使卡爾曼的濾波結(jié)果更多地依賴于當前測量值，當波形質(zhì)量因子SQI_n低時，R_n趨于無窮大，使得卡爾曼濾波器降低卡爾曼增益，卡爾曼濾波的結(jié)果更多地依賴于前一個血壓的測量值，此外，當波形質(zhì)量因子SQI_n低于一定的閾值(比如0.5)時，可以認為當前的PTT的計算值很不可靠，此時可以不對卡爾曼濾波器進行更新。

采用新方法與傳統(tǒng)方法得到的無袖帶連續(xù)收縮壓與舒張壓和有創(chuàng)血壓監(jiān)測金標準的誤差分布分別如圖5(a)和圖5(b)所示，從圖中可以看出，采用新方法，顯著降低了無袖帶連續(xù)收縮壓與舒張壓的誤差，提高了基于脈搏波傳輸時間的無袖帶連續(xù)血壓的測量精度。

請參閱圖3，在此實施例中，無袖帶血壓測量系統(tǒng)還可以按照以下的工作過程進行測量：

在校準過程中：

首先，由用戶進行N次測量，在每次測量中得到生理信號波和參考血壓；

其次，對于每一次測量的生理信號波，由脈搏波傳輸時間在線計算單元3計算其對應(yīng)的脈搏波傳輸時間；

再次，由擬合單元1對脈搏波傳輸時間和對應(yīng)的參考血壓進行擬合，得到兩者的函數(shù)關(guān)系；

測量過程：

首先，由生理信號獲取質(zhì)量在線計算單元2進行生理信號測量，得到生理信號波，計算該生理信號波的波形質(zhì)量因子；

其次，對于所述生理信號波，由脈搏波傳輸時間在線計算單元3計算其對應(yīng)的脈搏波傳輸時間，連續(xù)測量得到對應(yīng)的脈搏波傳輸時間序列；

最后，由卡爾曼濾波單元4基于波形質(zhì)量因子對所述脈搏波傳輸時間序列進行卡爾曼濾波，在生理信號波形質(zhì)量因子高于預(yù)設(shè)的閾值時，波形質(zhì)量因子越高，脈搏波傳輸時間的估計值越依賴于當前的脈搏波傳輸時間，波形質(zhì)量因子越低，脈搏波傳輸時間的估計值越依賴于前一個脈搏波傳輸時間，在生理信號波形質(zhì)量因子低于所述閾值時，認為脈搏波的傳輸時間太不可靠，此時不進行卡爾曼濾波過程的更新，從而得到連續(xù)的高精度脈搏波傳輸時間序列；

由血壓計算單元5利用所述函數(shù)關(guān)系，計算所述脈搏波傳輸時間序列對應(yīng)的實際血壓序列。

本發(fā)明針對現(xiàn)有基于心電、血氧、阻抗和體表壓力脈搏波等生理信號波形得到脈搏波傳輸時間的無袖帶連續(xù)血壓測量精度差的問題，提出了基于在線生理波形獲取質(zhì)量，對由脈搏波傳輸時間得到的無袖帶連續(xù)血壓信號進行卡爾曼濾波，在生理信號波形獲取質(zhì)量高于預(yù)設(shè)的閾值時，波形質(zhì)量因子越高，血壓的估計值越依賴于當前的血壓值，波形質(zhì)量因子越低，血壓的估計值越依賴于前一個血壓值，在生理信號波形質(zhì)量因子低于所述閾值時，認為血壓值太不可靠，此時不進行卡爾曼濾波過程的更新，從而得到連續(xù)的高精度血壓序列，進而降低噪聲通過生理信號波形對血壓監(jiān)測精度的影響，提高無袖帶、動態(tài)、連續(xù)血壓的測量精度。

需要說明的是，在附圖或說明書正文中，未繪示或描述的實現(xiàn)方式，均為所屬技術(shù)領(lǐng)域中普通技術(shù)人員所知的形式，并未進行詳細說明。此外，上述對各元件和方法的定義并不僅限于實施例中提到的各種具體結(jié)構(gòu)、形狀或方式，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員可對其進行簡單地更改或替換，例如：

(1)脈搏波傳輸時間還可以從心電信號與阻抗信號、血氧信號與血氧信號、阻抗信號與阻抗信號、體表壓力脈搏波信號與體表壓力脈搏波信號、血氧信號與阻抗信號等(限于篇幅，不一一列舉)組合形式中獲??；

(2)脈搏波傳輸時間與有創(chuàng)血壓、基于柯示音的無創(chuàng)血壓或基于示波法的無創(chuàng)血壓之間的擬合既可以采用線性擬合，也可以用高階多項式擬合、對數(shù)擬合或三次樣條擬合等非線性擬合來代替；

應(yīng)該注意的是上述實施例對本發(fā)明進行說明而不是對本發(fā)明進行限制，并且本領(lǐng)域技術(shù)人員在不脫離所附權(quán)利要求的范圍的情況下可設(shè)計出替換實施例。單詞“包含”不排除存在未列在權(quán)利要求中的元件或步驟。

以上所述的具體實施例，對本發(fā)明的目的、技術(shù)方案和有益效果進行了進一步詳細說明，所應(yīng)理解的是，以上所述僅為本發(fā)明的具體實施例而已，并不用于限制本發(fā)明，凡在本發(fā)明的精神和原則之內(nèi)，所做的任何修改、等同替換、改進等，均應(yīng)包含在本發(fā)明的保護范圍之內(nèi)。