技术领域
本发明一般涉及血压测量方法，特别涉及一种基于光电容积描记信 号周期域特征参量的血压测量方法。
背景技术
随着高血压发病率的增高，血压计开始走进人们的生活，成为不可 或缺的家庭用具之一，为早期发现高血压及监测治疗效果等带来便利。 血压是由心脏的收缩力与排血量，动脉管壁的弹性和全身各部小动脉的 阻力所形成，是推动血液在动脉里不断流动的动力。测量血压可以了解 心血管系统的状况，特别患有高血压症的病人，日常备有一个血压计经 常测量一下，可以掌握病况及时调整用药以保持血压的稳定。
动脉血压的测量有直接测量法(侵入式)和间接测量法(非侵入式) 两种。直接测量法是一种创伤性的血压测量法，常用心导管插入血管内， 尾端接特殊的压力传感器，在X线透视的监控下将心导管送入血管或心 腔内，测量血管腔内或心腔内的压力。直接测量法所得的结果准确，但 是有创伤，并需无菌操作，不能多次反复检查。
间接测量法就是我们平时所常用的方法，主要测量上臂的动脉血 压。该方法使用安全、方便、舒适，是目前医院和家庭中常用的测量血 压的方法。间接测量法主要使用三种血压计：脉搏血压计、音调测定血 压计和基于脉搏波传输时间的血压计。
脉搏血压计的测量方法有两种，一种是听诊法，一种是振荡法。听 诊法的原理在于收集柯氏音，整个装置包括可充放气的袖带、水银压力 计(近年来也有采用电子压力传感器)和听诊器。测量上肢血压时，将袖 带内的气体先行驱尽，然后将袖带平整无褶地缠于上臂，摸清肱动脉的 搏动，置听诊器的胸件于该处，打开水银柱开关，当通过握有活阀的气 球向袖带充气时，水银柱或表针随即移动，当水银柱上升至默认值时， 即停止充气，然后，微微开启气球活阀慢慢放气，水银柱则慢慢下降(表 针回转)，此时应观察水银柱或表针移动的刻度，如果听到肱动脉的第一 音响，所示刻度即为收缩期血压，简称收缩压；当水银柱下降到音响突 然变弱或听不到时，刻度指示为舒张期血压，简称舒张压。但是，该方 法只能确定收缩压和舒张压，并且不适用于某些第5柯氏音较弱甚至听 不到的患者。
振荡法可以弥补听诊法的上述不足，对于柯氏音较弱的病人也可测 量到血压。使用时将袖带平整无褶地缠于上臂，对袖带进行充放气。通 过测量在膨胀的袖带中压力的振荡幅度来确定血压值，压力的振荡是由 动脉血管的收缩和扩张所引起的。收缩压、平均压和舒张压的数值可以 从该袖带缓慢放气时监测该袖带中的压力而获得。平均压对应于该包络 峰值时刻在该袖带的衰减装置中的压力。收缩压通常被估计为在该包络 峰值之前对应于该包络的幅度等于该峰值幅度的一个比例的时刻处该袖 带的衰减装置中的压力。舒张压通常被估计为在该包络的峰值之后对应 于该包络的幅度等于该峰值幅度的一个比例的时刻处该袖带的衰减装置 中的压力。使用不同的比例值会影响到血压测量的准确性。
目前市场上的大部分产品都是采用听诊法或振荡法。但由于这两种 方法都需要对袖带进行充放气，因此难以进行频繁测量及连续测量。而 且，其测量的频率也受到舒适地对该袖带进行充气所需要的时间和进行 测量时对该袖带放气所需要的时间的限制。通常，一次完整的血压测量 需要1分钟左右。此外，袖带尺寸的大小对血压的测量结果也会造成影 响。
基于光电容积描记信号的血压计通常是根据光电容积描记信号的波 形特征与动脉血压之间的关系来确定血压的。但是，现有的方法大多是 从时域来选取特征，比如波形幅度、上升沿和下降沿时间，重搏波(Dicrotic Notch)位置等等。也有利用神经网络直接进行波形匹配和识别的。具 体内容可参看1)Paul H.Jones and Wei-Min Wang，“Method of measuring blood pressure with a plethysmograph”，US Patent 5269310，1993以及2) William J.Kaspari，and Roger A.Stern，“Apparatus and method for noninvasive blood pressure measurement”，US Patent 5533511，1996，本文 中不再详细描述。但是，在实际应用中，我们发现很多被测者的时域特 征参量与动脉血压的关系并不具备很好的相关性，而且有些特征，比如 重搏波(Dicrotic Notch)，对一些高血压患者可能根本无法探测到。而 对光电容积描记信号的时域波形进行模式匹配和识别需要预先提取特征 模式，并需要对波形进行训练，而且时域波形也会受到很多不定因素的 影响，给血压测量带来误差。因此，为了更准确、更方便的进行动脉血 压的测量，就需要研究与动脉血压相关性更好的特征参量。
发明内容
本发明就是针对现有技术中存在的上述问题而做出的。其目的是提 供一种更稳定、高效的基于光电容积描记信号的动脉血压测量方法，从 而设计一种低成本、低功耗、小型化、便携式的新型血压计，实现对动 脉血压的长时间连续测量。
为了实现上述目的，本发明提供了一种基于光电容积描记信号新的 特征参量的动脉血压测量方法，其特征在于包括以下步骤：1)测量并 记录血压测量所需的光电容积描记信号并根据所述信号选取信号的周期 域特征参量；2)在进行血压测量校准时测量并记录血压以及通过步骤1) 确定出的光电容积描记信号的周期域特征参量，从而确定出血压测量的 具体表达式；3)在进行实际血压测量时，基于步骤1)确定出的光电容 积描记信号的周期域特征参量进行动脉血压测量。4)在进行血压测量 的校准和实际测量时，确定因被测者的生理活动变化而对光电容积描记 信号产生的影响的因素参量，并进行控制或者补偿，从而获得更好的血 压测量结果。
在所述步骤1)中，所述光电容积描记信号周期域参量包括以下特 征参量：a)各谐波幅值(一次、二次及高次谐波幅值)；b)周期谱的 特征频段面积；以及c) 归一化的周期谱的特征频段面积。
所述光电容积描记信号的周期谱是通过计算光电容积描记信号的每 搏脉冲波形获得的。
所述光电容积描记信号的每搏脉冲波形是通过光电容积描记信号的 波峰或波谷进行分割的。
优选的，所述光电容积描记信号周期域特征参量是通过计算所测量 的光电容积描记信号所有每搏脉冲波形的归一化的周期谱特征频段面积 的平均值获得的。
所测量的光电容积描记信号所有每搏脉冲波形的归一化的周期谱特 征频段面积的平均值是加权平均，前段信号具有较低权值，中后段信号 具有较高权值。
所述光电容积描记信号的归一化的周期谱特征频段面积是通过计算 特征谐波频率以上的周期谱面积与一次谐波频率以上的周期谱面积的商 而获得的。
特征谐波频率是优选的采用周期谱上的二次谐波频率。
所述步骤2)中，所述光电容积描记信号的周期域特征参量和动脉 血压是以线形方式、非线性方式或在数学上与这两种方式等价的形式来 确定动脉血压测量表达式的。
优选地，所述步骤2)中的动脉血压测量表达式为：
SBP＝As×(Para)na+Cs (1)
DBP＝Ad×(Para)nd+Cd (2)
其中，SBP为待测的收缩压，DBP为待测的舒张压；Para为所述光 电容积描记信号的周期域特征参量；As和Cs为收缩压参数，Ad和Cd 为舒张压参数；na和nd分别为用于SBP和DBP测量的光电容积描记 信号的周期域特征参量的幂指数。
所述步骤2)进一步包括以下步骤：利用所测得的光电容积描记信 号获得周期域特征参量，并利用标准血压计获得收缩压参数(As和Cs) 以及舒张压参数(Ad和Cd)，从而确定所述动脉血压测量的具体公式 (1)和(2)。
所述动脉血压测量表达式中，用于SBP和DBP测量的光电容积描 记信号的周期域特征参量的幂指数(na和nd)，其优选的取值范围为- 2＜na，nd＜0。
所述步骤4)中的因素参量直接从所述光电容积描记信号中直接获 得。从所述光电容积描记信号中获得的因素参量能够实时的指导被测者 进行调节，或者在测量时进行补偿。
优选地，选取接触压力作为因素参量，在测量时要求被测者的接触 压力尽量控制在一定的范围内。接触压力主要是指手指与传感器之间的 压力，它可以间接的通过所述光电容积描记信号的直流分量来表示。
附图说明
下面将结合附图对本发明的具体实施方式进行详细说明。通过这些 说明，本发明的上述目的、优点及特征将变得更加清楚。在以下的附图 中：
图1示出了同一被测者在不同的动脉血压下的光电容积描记信号；
图2示出了光电容积描记信号的每搏波形；
图3示出了光电容积描记信号的每搏波形的周期谱；
图4是根据本发明实施例所述的动脉血压测量方法的整体流程图；
图5是具体实现图4所示校准过程的流程图；
图6是具体实现图4所示测量过程的流程图。
具体实施方式
以下将参考图1至图6对本发明所述的方法进行具体说明。
图1示出了同一被测者在不同的动脉血压下的光电容积描记信号， (a)、(b)、(c)三组信号分别是在被测者收缩压为117mmHg， 148mmHg，122mmHg时记录下来的光电容积描记信号。从图1中可以 看出，随着血压的变化，光电容积描记信号的波形特征也会相应地发生 变化，尤其是重搏波(dicrotic notch)位置发生了变化。在血压较高时，重 搏波位置会升高，由于会跟波峰接近，重搏波会变得不太明显，甚至消 失。这表明血压的升高会带来光电容积描记信号的每搏波形的频率分布 的变化，而对这些频率分布的变化选择合适的特征参量进行量化，就可 以用来估计血压。
为了寻找与血压变化有较强相关性的特征参量，经过多次试验，本 发明的发明人发现，光电容积描记信号的每搏波形的归一化周期谱特征 频段面积(NHA)与动脉血压具有很好的相关性。一般来说，当血压升 高的时候，周期谱上特征频段(如谐波频率成分)将会减弱。因此，利 用每次测量时测得的周期谱特征参量与校准时获得的周期谱特征参量， 就可以很好的估计出动脉血压。
优选的，我们采用光电容积描记信号的归一化周期谱特征频段面积 作为特征参量来进行血压测量。下面将对本发明的具体实施方法进行说 明。
图2用于说明典型的光电容积描记信号的每搏波形的特征。位置201 和位置202分别是光电容积描记信号波形的波谷和波峰，位置203是重 搏波的位置。位置201和位置202都可以用来对光电容积描记信号进行 分割。优选的，我们采用位置201分割光电容积描记信号来获得一系列 的每搏波形。比如204所示的虚框中的波形即为一个典型的每搏波形。
应该注意的是，对光电容积描记信号的波形的分割方法包括但不仅 限于以上提及的方法。我们也可以利用波形上的其他特征点进行波形分 割，比如，上升(或下降)最快的点(即，对波形求导后的局部最大值 的位置)等等。由于本申请的重点在于强调利用每搏波形而光电容积描 记信号的整个时间序列，因此这里不再对波形分割的具体方法进行详细 说明。
图3用于说明如何利用光电容积描记信号的每搏波形的周期谱获得 归一化周期谱特征频段面积(NHA)。图中显示的典型的光电容积描记 信号的每搏波形的周期谱。位置301对应于每搏波形的一次谐波频率(基 频)的位置，位置302对应于每搏波形的二次谐波频率(基频)的位 置。归一化周期谱特征频段面积(NHA)定义为高次谐波频率(优选的 采用二次谐波频率)以上的频段面积除以基频以上的频段面积。
图4为本发明方法的整体操作流程图。由于被测者的个体差异很大， 本发明所述的血压测量方法需要进行校准。因此，如图4所示，在步骤 401中，被测者首先要确定是利用标准血压数据进行血压校准，还是利 用已校准的血压参数进行直接测量。如果需要新的校准，则进入血压校 准模式，步骤402。在该模式中，需要根据测量的标准血压以及光电容 积描记信号每搏波形的归一化周期谱特征频段面积来确定血压估计的校 准方程式，具体过程将在后文中详细说明。如果被测者需要利用已校准 的参数作直接测量，则需要从存储单元中读取已校准的参数(步骤403)， 而后进入血压测量模式。该模式能通过测得的光电容积描记信号的每搏 波形的周期域特征参量NHA及校准方程式确定被测者的收缩压和舒张 压，其具体过程将在后文中详细说明。接下来，在步骤405中，通过在 步骤404所测得的收缩压和舒张压可被输出并显示。当确定出血压之后， 测得的血压值将被传送给步骤406以进行是否报警的判断。如果血压值 的变化(跟存储单元里的血压值比较)超出了预设的变化范围，系统会 发出警报信息(步骤407)，以提醒使用者注意。如果血压值的变化在预 设的变化范围内，系统(步骤408)将结束本次测量并询问是否需要再 次测量。如果需要再次测量，系统将重复步骤401、402、403、404、405、 406和407。以下将对上述2个主要步骤402和404(即，校准步骤和测 量步骤)进行详细说明。
图5为本发明方法中的校准模式的操作流程图。如图5所示，在步 骤501中，被测者被询问是否需要置零校准。如果需要置零校准，那么 存贮单元中所有以前的校准记录将被清除，校准次数将被置零；反之， 系统将同时读取以前的校准记录，与本次校准一起进行累积校准，来决 定新的校准结果。下一步，在步骤502中被测者被建议使用大小相近的 接触压力(手指与传感器之间的压力)来提高血压测量的准确性。研究 表明，光电容积描记信号的直流分量DC与接触压力有一定的相关性。 因此，在本发明的实施例中，采用光电容积描记信号的直流分量DC来 表征接触压力，进而指导被测者在每次校准和测量时使用大小相近的接 触压力。当然，在首次使用时，由于存储单元中没有上次测量的DC值， 因此对DC值的大小不作要求，只要能测得清晰稳定的光电容积描记信 号即可。下一步，步骤503的功能是对所测得的一定时间长度的光电容 积描记信号进行每搏波形的分割。分割是根据光电容积描记信号时域上 的特征点(比如波峰，波谷，上升/下降最快的位置等等)进行的。在本 发明的实施例中，我们采用信号的波谷进行分割。再下一步，步骤504 的功能是对分割后的每搏波形计算周期谱，进而计算周期谱的特征参 量。本发明的实施例采用了归一化的周期谱特征频段面积NHA作为特 征参量。NHA定义为周期谱中大于高次谐波频率(如二次谐波频率) 的频段面积除以大于基频的频段面积。由于周期谱的计算在一般信号处 理的文献中都有涉及，此处不再赘述。接下来，步骤505的功能是对n 个每搏波形的NHA作平均，例如，n＝20。在进行单次测量(而非连续 测量)时，我们通常采用加权平均。由于测量信号的前段一般不如后段 稳定，我们给予前段较小的权重。另外，由于光电容积描记信号的每搏 波形有许多不稳定因素，步骤506对获得的每个NHA及n个NHA的偏 差进行检验。步骤502，503，504和505需要被重复直到步骤505中条 件被满足，即：每个NHA在预设的范围内，以及n个NHA的偏差小于 预设值。接下来，在步骤507中，被测者需要输入利用标准血压计测得 的收缩压SBP和舒张压DBP，并将其保存在存储单元当中，同时，将 校准次数加1。下一步，在步骤508中，检验校准次数是否大于等于2。 如果是，则进行步骤509；否则，则重复步骤502～508。在步骤509中， 系统将根据测得的平均NHA和标准收缩压SBP和舒张压DBP，计算血 压测量方程中的未知参数。本发明的实施例优选的采用以下血压测量方 程：
SBP＝As×(NHA)na+Cs (m1)
DBP＝Ad×(NHA)nd+Cd (m2)
其中，SBP为待测的收缩压，DBP为待测的舒张压；NHA为所述 光电容积描记信号的归一化周期谱特征频段面积；na和nd是幂指数， 可由经验值确定；As和Cs为收缩压参数，Ad和Cd为舒张压参数。从 公式(m1)和公式(m2)中可以看出，我们需要计算的未知参数是As， Cs，Ad和Cd。由于SBP，DBP和NHA的值已知(至少有两组不同的值)， 因此，本发明的实施例采用线性回归方程来获得As，Cs，Ad和Cd的 估计值。对于高血压患者，本发明人建议校准时的SBP的动态变化范围 应该大于20mmHg。接下来，在步骤510中，被校准的位置参数被存入 存储As，Cs，Ad和Cd单元，同时校准次数和校准记录也被保存供累 积校准使用。最后，在步骤511中，计算并保存光电容积描记信号的直 流参量DC，从而给出下一次校准或测量时的接触压力的参考值。
图6为本发明方法中的测量模式的操作流程图。如图6所示，在步 骤601中，被测者根据校准模式中确定的接触压力使用大小相近的接触 压力来避免因为大的压力变化带来的波形畸变。如前所述，在本发明的 实施例中，采用光电容积描记信号的直流分量DC作为接触压力的表征。 下一步，步骤602的功能是对所测得的光电容积描记信号进行每搏波形 的分割。分割是根据光电容积描记信号时域上的特征点(比如波峰，波 谷，上升/下降最快的位置等等)进行的。需要注意的是，特征点的选取 在两种模式下(校准模式和测量模式)必须保持一致。因此，在本发明 的实施例的测量模式下，我们也采用信号的波谷进行分割。下一步，步 骤603的功能是对分割后的每搏波形计算周期谱，进而计算周期谱的特 征参量。在本发明的实施例中，我们采用了归一化的周期谱特征频段面 积NHA作为特征参量。NHA的定义参照校准模式，在此不再赘述。同 样，关于周期谱的计算不是本发明的重点，有关细节请参考相关文献。 下一步，步骤604的功能是对n个每搏波形的NHA作平均，在本实施 例中，n＝20。与校准模式一致，在进行单次测量(而非连续测量)时， 我们采用加权平均，不同位置的NHA的权重也与校准模式中一致。进 一步，步骤605对获得的每个NHA及n个NHA的偏差进行检验来尽可 能的消除光电容积描记信号不稳定因素。步骤601，602，603和604需 要被重复直到步骤605中的条件被满足，即：每个NHA在预设的范围 内，以及n个NHA的偏差小于预设值。最后，在步骤606中，根据测 得的平均NHA，从存储单元中读取的校准参数As，Ad，Cs，和Cd的值， 以及血压测量方程(m1)和(m2)，就可以计算出待测的收缩压SBP和 舒张压DBP。
以上结合具体实施例对本发明进行了说明。但是，本领域的普通技 术人员应该明白，本发明并不仅限于上述的具体实施例。例如，在上述 实施例中，本发明采用优选的公式(m1)和(m2)作为血压测量方程， 但是，其他任何与公式(m1)和(m2)等价的公式都可以用来进行血 压计算。例如，也可以采用下列公式：
SBP＝As×log(NHA)ns+Cs (m1’)
DBP＝Ad×log(NHA)nd+Cd (m2’)
或者
SBP＝As×exp(NHA)ns’+Cs (m1”)
DBP＝Ad×exp(NHA)nd’+Cd (m2”)
其中，参数NHA，SBP，DBP，As，Ad，Cs和Cd的定义与公式 (m1)和(m2)中的定义一致。参数ns，nd，ns’和nd’则可以通过经 验预先给定。
本领域的普通技术人员应该理解，虽然这些公式(m1’)，(m2’)， (m1”)和(m2”)与本实施例中的公式(m1)和(m2)具有不同的 形式，但是实质上它们具有共同的单调性。因此，利用这些公式与利用 本实施例中的公式(m1)和(m2)进行血压的计算并无本质的差别。
另外，在本实施例中采用光电容积描记信号的直流分量DC进行手 指与传感器的接触压力的表征，从而指导被测者进行接触压力的调节， 以取得更准确的测量结果。但实际上，也可以利用压力传感器等其他手 段来直接或者间接的指导被测者调节接触压力。
总之，本发明的精神和范围是由附带的权利要求而不是具体实施例 来定义的。