技术领域
本发明涉及生理信号检测和信号处理技术领域，具体涉及一种基于心冲击信号的非入侵式非直接接触式的连续血压测量装置及测量方法。
背景技术
血压是心脏活动对血管壁产生的压力，血压是推动血液流动的动力，也是反映人们心脏和血管等机能的一项重要的生理参数，无论血压过低还是过高都预示着出人们的心脏、血管或者内分泌系统等方面出现了问题，并且对人体的危害极大，因此对血压的监测在疾病预防及诊断等方面都有重要的意义。
目前常见的血压测量方法分为有创型和无创型，有创型测量对人体存在侵害过程，比如需要动脉插管测量血压，此类方法不但操作繁琐而且容易引发其它并发症法，其操作人员和应用场合受到限制，多用于专业医护人员与专业医疗场合。无创型血压测量对人体没有入侵过程，主要方法有柯氏音听诊法和示波法等，但是此类方法都需要在测量者手臂上缠绕袖带气囊，气囊压迫动脉也会引起被测量者不适，尤其是柯氏音听诊法还需要有专业的医护人员进行听诊操作，不便应用在普通家庭的日常血压监测，另外很重要的一点是这类方法均不能实现连续血压测量，而间断性的血压测量有时候会遗漏一些重要的信息，满足不了诊断和治疗的实际需求，连续的实时血压测量才是评价血压是否正常的真正依据，也为疾病的诊疗和相关研究提供确凿的数据，因此探索无创式连续血压测量方法极有意义。常用的连续血压测量方案，包括通过测量脉搏波形、脉搏波的传导速度、血流速度等参数后计算血压，但这些方案也存在一些局限性，比如采用脉搏波传导时间测量血压的办法中，脉搏波的采集通常利用光电探头或者电极等传感器，这些传感器需要与皮肤直接接触，长期测量中则会给患者带来心理负担以及使用不便利等问题，另外光电传感器测量精度又会受到肤色、汗液等外界因素的影响而降低。
发明内容
针对上述现有技术中存在的问题，本发明的目的在于提供一种基于心冲击(ballistocardiography，简称BCG)信号的无创式非直接接触式的连续血压测量装置及方法。心冲击信号是由于心脏机械性周期活动而引起的一种机械振动信号，并且血液沿动脉的流动可将其传送至全身的各个部位。心冲击技术测量目前已经应用在心血管疾病如冠心病和室性早搏的诊断、睡眠监测、呼吸监测、脉搏测量等方面。通过心冲击信号测量血压是心冲击技术的一个新的应用，同时测量过程中通过高灵敏度压电传感器隔着衣物便可采集到心冲击信号，传感器无需和人体皮肤直接接触，也不用将传感器戴在或者附着在人体的某一部位，被测量人只需平躺或采用坐靠方式就可以实现血压的连续实时测量，甚至可以在被测量人不知晓的情况下完成血压测量。
本发明通过如下技术方案实现：
一种基于心冲击信号的连续血压测量装置，包括心冲击信号采集装置、模数转换模块及PC端；所述心冲击信号采集装置采集心冲击模拟信号，然后传输给模数转换模块将心冲击模拟信号转换为心冲击数字信号，最后PC端通过心冲击数字信号提取心冲击信号的传导时间，并利用传导时间获得血压值；
其中，心冲击信号采集装置包括压电薄膜传感器、电荷放大模块、电压放大模块、低通滤波模块及工频陷波模块；其中，所述压电薄膜传感器将振动信号转化成电荷信号，并且输出电荷与压电薄膜传感器所受的压力成正比；电荷放大模块将压电薄膜传感器中采集到的电荷信号作为输入，转换为电压信号输出；电荷放大器模块输出的电压信号传输到电压放大模块，经电压放大模块放大，然后经过低通滤波模块将高频噪声去除，最后经过工频陷波模块将工频干扰滤除。
进一步地，所述的低通滤波模块由两个二阶低通滤波器级联组成，该模块在阻带内以80dB衰减，单个二阶低通滤波器通带增益为2，级联后模块整体增益为4，模块截止频率为15Hz。
进一步地，所述的工频陷波模块的中心频率为50Hz。
进一步地，所述PC端通过心冲击数字信号提取心冲击信号的传导时间，具体的是提取两路心冲击信号对应的同一周期中信号特征点的时间差，该时间差即为当前心冲击信号的传导时间；其中，所述的特征点为一个周期内的峰值点。
进一步地，所述的利用传导时间获得血压值，具体的是以传导时间为自变量，按照下面的幂函数多项式分别计算出血压的收缩压(SBP)与舒张压(DBP)：
SBP＝anTn+an-1Tn-1+…+a1T+a0
DBP＝bnTn+bn-1Tn-1+…+b1T+b0
其中，n为多项式阶数，n值根据实际的测量精度要求而定；a0-an和b0-bn分别为两个n阶多项式的系数。
一种基于心冲击信号的连续血压测量方法，具体步骤如下：
(1)、通过双路心冲击信号采集装置，在人体的不同位置同时获取两路心冲击信号；
(2)、将步骤(1)获得的两路心冲击信号的模拟量通过模数转换模块转化成数字量并保存；
(3)、利用步骤(2)中获得的两路心冲击信号的数字量，提取出两路心冲击信号对应的同一周期中信号特征点的时间差，所述的特征点为一个周期内的峰值点，时间差即为当前心冲击信号的传导时间T；其中，传导时间根据公式T＝采样点差值×1/f计算，f为数模转换电路的采样频率，将选取的连续若干周期的传导时间取平均值，作为当前采样的最终传导时间；
(4)、以步骤(3)得到的最终传导时间为自变量，可按照下面的幂函数多项式分别计算出血压的收缩压(SBP)与舒张压(DBP)：
SBP＝anTn+an-1Tn-1+…+a1T+a0
DBP＝bnTn+bn-1Tn-1+…+b1T+b0
进一步地，所述的系数a0-an和b0-bn在测量血压之前根据充足的测量样本数据拟合得到，在后续的连续血压测量中直接利用这两个多项式计算即可获得血压值；
多项式系数a0-an和b0-bn的获取过程具体如下：
(1)、通过双路心冲击信号采集装置分别于人体的不同部位，比如背部与臀部，测得双路心冲击信号；
(2)、通过双路心冲击信号计算出心冲击信号的传导时间T；
(3)、在测量心冲击信号传导时间后，使用标准血压计对其进行收缩压(SBP)与舒张压(DBP)测量；
(4)、将同一测试个体的心冲击信号传导时间T，与对应的收缩压(SBP)及舒张压(DBP)看作一条数据记录；多次测量同一个体需要在不同时间的收缩压(SBP)及舒张压(DBP)，以获得多条数据记录。
(5)、选择不同测试个体在不同时间下重复以上四步测量，获得多组对于不同个体的数据记录样本；
(6)、分别将收缩压(SBP)与心冲击信号传导时间T，舒张压(DBP)与心冲击信号传导时间T进行拟合，确定系数a0-an和b0-bn。
与现有技术相比，本发明的有益效果如下：
心冲击信号是心脏周期运动引起的人体表面的机械振动，是一种压力信号。对心冲击信号的采集测量不需要像采集脉搏或心电信号那样在身体上以某种直接接触的方式贴附电极或探头，而只需通过压电类传感器不直接接触皮肤便可采集测量。因此本发明的血压测量装置及方法具有非入侵、非直接接触的特点，可在人平躺或者坐靠时不知不觉地进行连续血压测量，这种状态能减轻被测者的心理负担，使其情绪放松，使得血压测量更加准确，另外测量时操作也十分方便。
本发明的血压测量装置及方法可应用于日常血压测量，还特别适用于比如平躺的处于诊疗当中的患者和长期卧床的人员、坐轮椅人士等特殊人群的连续血压监测，既方便测量，又能准确测量。
附图说明
图1为本发明的基于心冲击信号的连续血压测量装置的结构示意图；
图2为本发明的基于心冲击信号的连续血压测量方法的流程图；
图3为本发明实施例测到的两路心冲击信号的波形图。
具体实施方式
下面结合说明书附图对本发明做进一步说明，但本发明的保护范围并不限于此。
实施例1
如图1所示，一种基于心冲击信号的连续血压测量装置，包括心冲击信号采集装置、模数转换模块及PC端；所述心冲击信号采集装置采集心冲击模拟信号，然后传输给模数转换模块将心冲击模拟信号转换为心冲击数字信号，最后PC端通过心冲击数字信号提取心冲击信号的传导时间，并利用传导时间获得血压值；
其中，所述心冲击信号采集装置包括压电薄膜传感器、电荷放大模块、电压放大模块、低通滤波模块及工频陷波模块；
本实施例采用型号为IPS-17020的压电薄膜传感器，这是一款聚偏氟乙烯(PVDF)材料传感器，具有质轻柔软，韧性高，灵敏度高等优势。压电薄膜传感器将微弱身体振动信号转化成电荷信号，并且输出电荷与压电薄膜传感器所受的压力成正比；
电荷放大模块将压电薄膜传感器中采集到的电荷信号作为输入，转换为电压信号输出，电荷放大器模块以OPA128型运放为核心器件，OPA128具有很高的共模抑制比，非常适合应用于低频，小电流的电荷放大器设计中；
因为电荷放大器模块输出的电压信号幅度较小，本发明采用电压放大模块，以电荷放大器模块输出的电压为输入，输出为幅度被放大的电压信号；本发明中电压放大模块以OP27型运放为核心，OP27是一款高精度、高速、低噪声的运算放大器，适用于电压放大模块的设计；
从电压放大模块输出的电压信号中包含了高频噪声将心冲击信号湮没，为了将高频噪声去除，本发明采用低通滤波模块；
进一步地，所述的低通滤波模块由两个二阶压控低通滤波器级联组成，每个二阶压控低通滤波器以AD620为核心运放，为了防止滤波器产生自激振荡，单个二阶低通滤波器通带增益为2，级联后模块整体增益为4；该模块在阻带内以80dB衰减；心冲击信号有效频率在0.1-20Hz之间，本模块设计时考虑到截止频率点附近存在过渡带噪声，所以截止频率设计为15Hz，略低于信号的有效频率上限20Hz，目的是为了滤波效果更好；
为了消除测量系统中引入的工频干扰，采用50Hz陷波模块将工频干扰滤除，以获取较纯净的心冲击信号，本发明选择F42N50型工频陷波模块，此模块陷波频率50Hz已经固定，品质因数Q和增益A可单独调试，精度高，可靠性高；
本发明中采用模数转换模块实现心冲击模拟信号转换为心冲击数字信号，数字信号便于存储与PC端处理，模数转换模块使用的USB-DAQ-380型号分辨率为24bit模数转换型设备，最多可以实现4通道模拟信号同步转化为数字信号。本发明中通过心冲击信号采集装置获得的两路心冲击信号输入到数模转换模块中，输出的两路心冲击数字信号再传输到PC端做后续处理；
PC端接收到模数转换模块传来的两路心冲击数字信号，通过编程提取心冲击信号的传导时间，具体的是提取两路心冲击信号对应的同一周期中信号特征点的时间差，该时间差即为当前心冲击信号的传导时间；其中，所述的特征点为一个周期内的峰值点。
进一步地，所述的利用传导时间获得血压值，具体的是以传导时间为自变量，按照下面的幂函数多项式分别计算出血压的收缩压(SBP)与舒张压(DBP)：
SBP＝anTn+an-1Tn-1+…+a1T+a0
DBP＝bnTn+bn-1Tn-1+…+b1T+b0
其中，n为多项式阶数，n值根据实际的测量精度要求而定；a0-an和b0-bn分别为两个n阶多项式的系数。
一种基于心冲击信号的连续血压测量方法，具体步骤如下：
(1)、通过双路心冲击信号采集装置，在人体的不同位置同时获取两路心冲击信号；
(2)、将步骤(1)获得的两路心冲击信号的模拟量通过模数转换模块转化成数字量并保存；
(3)、利用步骤(2)中获得的两路心冲击信号的数字量，提取出两路心冲击信号对应的同一周期中信号特征点的时间差，所述的特征点为一个周期内的峰值点，时间差即为当前心冲击信号的传导时间T；其中，传导时间根据公式T＝采样点差值×1/f计算，f为数模转换电路的采样频率，将选取的连续若干周期的传导时间取平均值，作为当前采样的最终传导时间；
(4)、以步骤(3)得到的最终传导时间为自变量，可按照下面的幂函数多项式分别计算出血压的收缩压(SBP)与舒张压(DBP)：
SBP＝anTn+an-1Tn-1+…+a1T+a0
DBP＝bnTn+bn-1Tn-1+…+b1T+b0
进一步地，所述的系数a0-an和b0-bn在测量血压之前根据充足的测量样本数据拟合得到，在后续的连续血压测量中直接利用这两个多项式计算即可获得血压值；
多项式系数a0-an和b0-bn的获取过程具体如下：
(1)、通过双路心冲击信号采集装置分别于人体的不同部位，比如背部与臀部，测得双路心冲击信号；
(2)、通过双路心冲击信号计算出心冲击信号的传导时间T；
(3)、在测量心冲击信号传导时间后，使用标准血压计对其进行收缩压(SBP)与舒张压(DBP)测量；
(4)、将同一测试个体的心冲击信号传导时间T，与对应的收缩压(SBP)及舒张压(DBP)看作一条数据记录；多次测量同一个体需要在不同时间的收缩压(SBP)及舒张压(DBP)，以获得多条数据记录。
(5)、选择不同测试个体在不同时间下重复以上四步测量，获得多组对于不同个体的数据记录样本；
(6)、分别将收缩压(SBP)与心冲击信号传导时间T，舒张压(DBP)与心冲击信号传导时间T进行拟合，确定系数a0-an和b0-bn。
为了验证本发明的可行性，进行了单个个体和多个不同个体的血压测量。测量时，被测者平躺在床上，用于两路心冲击信号采集的两片薄膜压电传感器放在床上，分别对应被测者的背部和臀部位置，被测者正常穿衣。
表1为单个个体通过本方法测到的血压，以及与标准血压计测量值的误差。
表1：单个个体连续血压的测量值与标准值的比较
根据表1的结果，计算得到收缩压平均误差为4.1mmHg，舒张压平均误差为3.7mmHg，符合AAMI国际标准平均误差在5mmHg之内的要求。
表2为对不同个体测到的收缩压与舒张压，以及与标准血压计测量值的比较。
表2：多个个体的连续血压测量值与标准值的对比
根据以上数据获得收缩压平均误差为4.5mmHg，舒张压平均误差为4.6mmHg，也符合AAMI国际标准平均误差在5mmHg之内的要求。
以上示意性地对本发明及其实施方式进行了描述，该描述没有限制性，实际的结构并不局限于此。所以，如果本领域的普通技术人员受其启示，在不脱离本发明创造宗旨的情况下，不经创造性的设计出与该技术方案相似的结构方式及实施例，均应属于本发明的保护范围。