在脉搏波法动脉血压连续测量中的脉搏波传导时间的获取方法和装置

1. 在脉搏波法动脉血压连续测量中的脉搏波传导时间的获取方法，包 含下述内容：
-为被测者建立脉搏波传导时间与逐拍动脉血压之间的回归方程：
BP＝a+b*PWTT
式中BP为动脉血压，PWTT为脉搏波传导时间，a和b为回归系数；
-用个体化校正技术确定被测者的回归系数a和b；
-连续获取被测者的脉搏波传导时间PWTT；
其特征在于，所述获取被测者脉搏波传导时间PWTT的方法是：
-同步采集人体的脉博波、心电、心音信号，形成同步的脉博波、心电 和心音图；
-通过上述三种信号图，在同一心动周期中，以第二心音(S2)的第二成 分主动脉瓣关闭成分(A2)点作起点，以脉搏波降支(Au’)上切迹(In)出现的 时刻作终点，计算二者的时间差为脉博波传导时间。
2. 根据权利要求1所述的在脉搏波法动脉血压连续测量中的脉搏波传 导时间的获取方法，其特征在于：在同一心动周期中，获取R波到第一心音 (S1)的二尖瓣关闭成分(M1)的时间为该周期的心脏收缩始期 (RWPIT)。
3. 根据权利要求1或2所述的在脉搏波法动脉血压连续测量中的脉搏 波传导时间的获取方法，其特征在于：在同一心动周期中，用第一心音(S1) 的二尖瓣关闭成分(M1)到第二心音(S2)的第二成分主动脉瓣关闭成分 (A2)的时间，减去左室射血时间(LVET)获取该周期的心脏等容收缩期 (ICT)；所述左室射血时间(LVET)是指左心室开始射血到射血结束的时 间，具体是取脉搏波起点(U)至切迹点(In)出现时刻之间的间距。

技术领域
本发明属一种人体动脉血压测量中获取相关数据的方法及装置，特别是 对人体进行无创连续血压测量中获取相关数据的方法及装置。
背景技术
血压测量方法一般可以分为两大类：有创测量和无创测量，无创法可分 成两类：间歇式和连续式。间歇式测得的是在某特定测量时刻的血压值。由 于每次心跳及每跳中每一时间点血液对动脉管壁的压力均在变动中，此方法 测出的收缩压和舒张压不一定是被测者有代表性的血压，且不是同一次心脏 搏动中的数值。连续式可以无间歇地测量血压，它可以提供每搏血压或连续 的动脉压力波形。连续式无创血压测量方法有张力法、恒定容积法、脉搏波 速法、多参数回归分析法，其中脉搏波速法(脉搏波传导时间法)最具实用 性。
早在1922年，即有人发现脉搏波传导速度(PWTV)或传导时间(PWTT) 与动脉血压有关，也与血管容积和血管壁弹性量有关；1957年，又有人提出 在一定范围内，PWTT和动脉血压BP之间呈线性关系，而且这种关系在某一个 体身上，在一段时期内是相对稳定的。现在医学上已证明：在一定条件下， 脉搏波传导时间与血压之间的变化关系是生理学上明确的现象，在个体化校 正的前提下，可以通过脉搏波传导时间的测量来表征血压变化。
运用上述方法时，人们根据脉搏波传导时间PWTT与动脉血压BP之间呈现 的线性关系，为被测者建立下述PWTT与逐拍动脉血压BP之间的回归方程：
BP＝a+b* PWTT    ……(A)
其中BP为动脉血压，PWTT为脉搏波传导时间，a和b为待定的回归系数， a，b的大小是因人而异的，但同一个体在短时间内，这一数值是确定的，这 样只要通过个体化校正技术对每个个体确定了其个体化的回归系数a和b，即 可根据上述方程(A)，利用脉搏波传导时间PWTT(也可利用脉搏波传导速 度PWTV)的连续测定来估算每一个体连续的动脉血压BP。
由于PWTT的测量比较方便而且其与血压之间的变化关系也明确，所以采 用PWTT测量血压变化的方法目前得到广泛地采用，因而成为无创连续监测血 压变化的强有力手段。
实施上述PWTT血压连续测量方法时，对于回归系数a和b的确定，目前已 有多种个体化校正确定方法；对于脉搏波传导时间PWTT的获取，现在普遍采 用以心电图的R波峰值到在外周动脉处测得的同周期的脉搏波的起点u的时间 作为脉搏波传导时间，这被称为R波脉搏波传导时间RWPWTT(参见图1)；
由于心电图R波的峰值本身不能代表心脏射血的时刻，所以用上述方法 获取的R波脉搏波传导时间RWPWTT也就不能真正代表脉搏波从心脏传播到外 周动脉处的时间，实际上，上述R波脉搏波传导时间RWPWTT还包含了心脏收 缩始期RWPIT和等容收缩期ICT(参见图2)，如果这两种成分是常量，那么 他们不会对最终结果产生影响，但是如果是变量，则他们必然会影响脉搏波 传导时间RWPWTT对血压变化的准确表征。经本申请人研究发现：上述RWPWTT 时间组成中的R波心脏收缩始期(RWPIT)与等容收缩期(ICT)在不同条件 下存在变异性，这势必造成用R波脉搏波传导时间测量血压方法的不准确 性。
特别是若采用上述方法的脉搏波传导时间RWPWTT表征头部血压，由于 胸-头距离短，传导时间短，更会影响其准确性，头部血压变化既反映了脑 部供血情况，也体现出头部血压变化时心脏自主神经的调节，头部血压变化 的连续监测在航空、航天等军事应用领域和临床工作中具有重要意义，而现 有的R波脉搏波传导时间RWPWTT测量血压的方法因其不准确性而无法用于头 部血压变化的连续监测。
此外心脏功能与血压变化密切相关，在连续测量血压的同时，同步获取 相关的动态心脏生理参数，对于进一步准确分析血压变化原因等研究有着重 要的实际意义。
发明内容
本发明要解决的技术问题是提供一种不仅操作方便、而且能够提高测量 准确性的在动脉血压连续测量中的脉搏波传导时间的获取方法及装置。
本发明进一步要解决的技术问题是提供一种可以同时获取与血压相关的 动态心脏生理参数的在动脉血压连续测量中的脉搏波传导时间的获取方法及 装置。
解决上述技术问题的方法包含下述内容：
一为被测者建立脉搏波传导时间与逐拍动脉血压之间的回归方程：
BP＝a+b*PWTT
式中BP为动脉血压，PWTT为脉搏波传导时间，a和b为回归系数；
一用个体化校正技术确定被测者的回归系数a和b；
一连续获取被测者的脉搏波传导时间PWTT；
其特征在于，所述获取被测者脉搏波传导时间PWTT的方法是：
一同步采集人体的脉博波、心电、心音信号，形成同步的脉博波、心电 和心音图；
-通过上述三种信号图，在同一心动周期中，以第二心音S2的第二成分 主动脉瓣关闭成分A2点作起点，以脉搏波降支Au’上切迹In出现的时刻作终 点，计算二者的时间差为脉博波传导时间。
解决上述技术问题的装置为：
设有心电传感器、脉搏波传感器，所述的心电传感器和脉搏波传感器分 别通过调理电路与设有显示屏的计算机数据处理器输入端连接，其特征在 于：还设有心音传感器，心音传感器通过调理电路与所述的计算机数据处理 器输入端连接。。
本发明进一步方案获取脉搏波传导时间的方法至少包含下述两部分内容 之一：
-在同一心动周期中，获取R波到第一心音S1的二尖瓣关闭成分M1(第 一个高振幅、高频成分)的时间为心脏收缩始期(RWPIT)；
-在同一心动周期中，用第一心音S1的二尖瓣关闭成分M1到第二心音S2 的第二成分主动脉瓣关闭成分A2的时间，减去左室射血时间LVET获取的心脏 等容收缩期ICT；所述左室射血时间LVET是指左心室开始射血(主动脉瓣开 放)到射血结束(主动脉瓣关闭)的时间，具体是取脉搏波起点U至切迹点 In出现时刻之间的间距。
下面对本发明方法作进一步的说明，在每一心动周期中，随着心肌的收 缩和舒张、瓣膜的开启和关闭、血液涡流的产生和传递，可在心动周期中的 某些特定时刻，应用听诊器放在胸壁某些听诊部位，可以获得心脏的正常或 异常声音。如果应用传感器将这些机械振动转变为电流信号，经放大后记录 的曲线，称为心音图(phonocardiogram，PCG)。
参见图3，每一心动周期中应当出现四个心音，第一、二、三、四心音 分别表示为S1、S2、S3、S4；
第一心音S1的二尖瓣成分表示为M1(表示左房室瓣关闭)；
第一心音S1的三尖瓣成分表示为T1；
第二心音S2的主动脉瓣关闭成分表示为A2；
第二心音S2的肺动脉瓣成分表示为P2。
用脉搏描记仪可以记录浅表动脉脉搏的波形，这种记录图形称为脉搏 图，参见图4：u称为脉搏波起点，A为主波，B为潮波(重搏波前波)，C为 重搏波波峰，D为重搏波波谷，u’称为下一个脉搏波起点。uA为上升支， Au’为下降支，T为心动周期。
上升支(uA)：在心室快速射血期，动脉血压迅速上升，管壁被扩张， 形成脉搏波形中的上升支。上升支的斜率和幅度受射血速度、心输出量以及 射血所遇的阻力的影响。
下降支(Au’)：心室射血的后期，射血速度减慢，降支表示心脏射血 进入缓慢射血期，此时因进入人动脉内血量少于向外周流去的血量，所以动 脉压力降低，血管口径回缩形成降支的前段。降支中出现一个向上的波动为 正波，叫做重搏波。重搏波之前的一个小的向下的波叫负波，或者叫做波 谷、切迹或降中峡(Incisura)，常用In表示。负波的产生是由于心室开始 舒张，心室内压力迅速下降到低于主动脉内压力，血液向主动脉瓣方向回流 所引起的。重搏波是由于主动脉瓣突然关闭，血液向瓣膜冲击，引起一个反 冲使动脉系统内压力又轻度升高而形成的。与此相对应的第二心音S2的第二 成分主动脉瓣关闭成分A2也是由于心室舒张，室内压突然下降，主动脉内血 液反流引起主动脉瓣的关闭而产生的“关闭音”。
由于脉搏波降支中的切迹In和心音图中第二心音S2的第二成分A2都表示 了主动脉瓣关闭的时刻。在外周动脉获得的脉搏波降支中的切迹In的出现时 刻要比心音图中第二心音S2的第二成分A2出现的时刻有所延迟，延迟的时间 就是主动脉瓣突然关闭血液向瓣膜冲击而形成的重搏波在血管内传播的时 间。而心音和脉搏波的波形形状对于同一被试者在短期内是不会发生变化 的，所以重搏波在血管内传播的时间就是脉搏波传导时间。
图5是本发明以第二心音S2的第二成分(主动脉瓣关闭成分)A2计算脉 搏波传导时间的示意图。
本发明进一步方案所获得的心脏收缩始期(RWPIT)生理参数，一般指 左心室开始收缩，使得左心室内压力上升导致二尖瓣关闭的时间。以前通常 是采用心尖搏动图ACG的C点代表左心室收缩开始，而以第一心音S1的第一个 高振幅、高频成分M1作为二尖瓣关闭的标志。
参见图6，心尖搏动图ACG包括四个波和五个特征点，其中C点是心房收 缩波结束(心房收缩完毕)，心室收缩波开始急剧上升之点，又称心室收缩起 点，大体与心电图ECG的R波顶峰时间一致。。
由于心尖搏动图ACG的记录在临床实际应用中非常容易受到体位姿态和 呼吸影响而记录不到正确的ACG波形，所以C点的识别就十分困难。根据心尖 搏动图ACG关于其特征点的定义和特性的描写，C点与心电图的R波位置是一 致的，而且RWPWTT中包括的就是R波到第一心音S1的二尖瓣成分(第一个高 振幅、高频成分)M1的时间，所以本发明进一步方案连续测量血压的方法中 采用R波到第一心音S1的二尖瓣成分M1的时间作为心脏收缩始期，记做 RWPIT。本方法更加简单易行，易于操作。
本发明进一步方案所获得的另一心脏生理参数等容收缩期是心动周期中 十分重要的一个时相。它是指在心脏收缩始期以后，二尖瓣关闭到主动脉瓣 打开的时间。在二尖瓣关闭而主动脉瓣尚未打开以前，心室肌收缩，但是血 压是不能被压缩的，所以左心室容积不变而是压力迅速升高。当心室内压力 超过主动脉内血液压力时，主动脉瓣打开，血液射出，等容收缩期结束。
本发明进一步方案的方法借助脉搏波起点U和切迹点In进行取值。由于 脉搏波传导需要一定时间，所以脉搏波的起点U和切迹点In出现的时刻要晚 于主动脉瓣开放和主动脉瓣关闭的时刻。但是U-In的时间间距与创伤性方法 测量的左心室射血时间LVET是相等的。所以可以采用しIn的时间间距代替 LVET，该方法简单易行，具有无创性。
本发明方法和装置具有下述优点：
1、原有R波脉搏波传导时间RWPWTT包含了心脏收缩始期RWPIT和等容收 缩期ICT，根据本申请人研究，证实了心脏收缩始期RWPIT与RWPWTT的同向变 化关系及对RWPWTT商值的夸大作用，以及等容收缩期ICT与RWPWTT的反向变 化关系及对RWPWTT的低估作用，因此本发明方法提出了准确获取脉搏波传导 时间的方法，排除了心脏收缩始期RWPIT和等容收缩期ICT对脉搏波传导时间 的正向和反向干扰，将用本发明方法获取的脉搏波传导时间参数用于动脉血 压的测量可提高连续测量血压的准确性；
2、本发明方法中获取心音信号的过程与获取心电图信号同样方便，所 以易于操作；
3、由于本发明方法消除了原有R波脉搏波传导时间测量方法中心脏收缩 始期RWPIT和等容收缩期ICT的干扰影响，提高了测量的准确性，所以可以用 于连续测量头部血压，解决了原有血压测量中因胸-头距离短、传导时间 短，不能用于头部血压测量的难题。
4、能够在同一套装置上，在利用心电图的R波、心音图和脉搏波三种信 号之间的时相关系连续测量血压的同时，同步获取其它与血压密切相关的心 脏生理参数，为进一步利用这些参数对血压变化与心脏生理功能之间关系的 分析和研究提供了便利；
5、本发明进一步方案所能获取的心脏收缩始期数值不仅能够为进一步 分析研究血压与心脏生理功能之间的关系提供便利，而且还可以作为评价心 脏前负荷的指标，从而为采用心脏收缩始期数值评价心脏前负荷指标提供了 一种无创测量方法；
6、本发明进一步方案所能获取的等容收缩期数值不仅能够为进一步分 析研究血压与心脏生理功能之间的关系提供便利，而且还可以作为评价心脏 后负荷的指标，从而为采用等容收缩期数值评价心脏后负荷提供了一种无创 测量方法。
附图说明
图1、现有技术用心电图R波计算脉搏波传导时间算法示意阻
图2、用现有技术获取的R波脉搏波传导时间RWPWTT的不同部分组成示意图
图3、心音图的四个组成成分图
图4、脉搏波波形和特征点示意图
图5、本发明方法以第二心音的第二成分A2计算脉搏波传导时间示意图
图6、心尖搏动图
图7、实施本发明方法实施例的软件流程图
图8、本发明装置方框原理图
具体实施方案
本例是用于对人体头部血压进行连续测量时的脉搏波传导时间参数的获 取方法和装置。
先为被测者建立脉搏波传导时间与逐拍动脉血压之间的回归方程：
BP＝a+b*PWTT
式中BP为动脉血压，PWTT为脉搏波传导时间，a和b为回归系数；用个体 化校正技术确定被测者的回归系数a和b；
然后连续获取被测者的脉搏波传导时间PWTT，用方程BP＝a+b*PWTT 表征被测者的逐拍动脉血压。
获取脉搏波传导时间PWTT的方法是：
将心电传感器和心音传感器附着在被测者体表，将脉搏波传感器固定在 被测者头部，传感信号经信号调理后输入到计算机，计算机系统的软件包括 两大部分：数据实时显示记录和数据的分析计算，数据实时显示记录是采用 Visual C++编写，用以接收来自于采集电路的传感采样数据，并实时显示， 然后将原始数据和部分关键中间结果记录在磁盘文件中；数据分析软件采用 Matlab 6.5编程实现，该软件具有强大的计算能力，通过编程可以使其同样 具有与其它高级编程语言同样的界面交互能力，经过Matlab编程实现的数据 分析软件将记录的数据进行处理，提取有关波形的特征点，并计算出相应指 标和绘制图形。
根据计算机输出的同一时序的心电图、心音图、脉搏波图，本例以第二 心音的第二成分(主动脉瓣关闭成分)A2计算脉搏波传导时间。即以第二心 音的第二成分A2做起点，脉搏波降支A0’上切迹In出现的时刻为终点，计算 脉博波传导时间A2PWTT：
 A2PWTT＝In-A2
上述算法需要确定两个特正点：A2和In。
判定A2特征点的原则是：
一、确定心电图的R波位置，
1-1、计算心电信号的五点一阶微分diffECG，并在其中寻找第一个最大 负微分值出现的位置dPeakECG，该值的位置一般位于R波的下降或上升支 上，并以该最大负微分值dECG为R波微分特征阈值；
1-2、根据心电图QRS波的时间跨度为60-110ms，在dPeakECG左右各40ms 的范围内，在原始心电信号中寻找最大峰值点出现的位置RECG，即为R波的 位置；
1-3、以1-1和1-2步骤重复寻找下一个R波，并计算RR间期RRtime。将 RRtime作为RR间期匹配模板值；
1-4、以R波微分特征阈值和RR间期匹配模板值为参考，从第二个R波的 位置开始越过比RR间期匹配模板值略微短的时间长度(根据相邻RR间期变化 最大不会超过100ms，确定略微缩短100ms)，寻找一定范围内微分值与R波 微分特征阈值相差小于20％的点作为新的R波的负微分值dECGtemp。并在此点 左右各40ms的范围内，在原始心电信号中寻找最大峰值点出现的位置RECG， 即为R波的位置；
1-5、更新RR间期匹配模板值，以R波的位置为基准求取该QRS波中的最 大负微分值dECG，并以此值更新R波微分特征阈值；
1-6、循环执行1-4和1-5步骤，计算得到所有的R波位置数据；
二、根据心音理论，第二心音中最早出现的高频率、高振幅波为主动脉 瓣关闭成分，对心音信号进行处理后，求取第二心音中最早出现的高频率、 高振幅波的峰值位置作为A2。
2-1、第一和第二心音肯定出现在R波之后，所以根据R波的位置，将其 后的时间跨度为RR间期匹配模板值的数据求均值；
2-2、以均值为零点，将心音信号求绝对值，必然会在R波以后和RR间期 匹配模板值以内出现两个较大的包络，即第一和第二心音包络；
2-3、对绝对值信号做归一化处理，并以50％为阈值，大于该阈值的包络 就只有第一和第二心音；
2-4、对2-3步骤得到的信号进行平滑处理，并以平滑以后的信号的50％ 为阈值，大于该阈值为1，小于为0，将得到一个只有两个正脉冲的数字信 号，第一个脉冲的上升沿就是第二心音出现的粗略时刻，记录该位置为 PCG2。
2-5、由于整个第二心音持续的时间为70-80ms，所以从PCG2位置左右各 50ms的范围内计算五点一阶微分，由于A2为高频高振幅信号，所以该信号 的一阶微分值必然大于前面的低频低振幅的第一成分信号，而且是突然变 化，效仿2-2步骤计算微分结果的包络，记录包络信号大于基线均值的第一 个点为BeginA2；
2-6、计算BeginA2以后微分值方向改变的点作为EndA2；
2-7、在BeginA2和EndA2之间寻找最大或最小值点作为A2；
In的判定原则：
由于外周脉搏波切迹出现肯定会晚于A2的出现，所以可以通过A2作为 判断的起点；
对脉搏波上对应A2时刻的时刻作为计算起点，向后300ms以内做五点一 阶微分(以该算法计算的脉搏波传导时间不大于300ms)，由于切迹点对应的 是脉搏波上的波谷点，那么也就是微分方向从负变正的点，以该点作为In。
图7为实施上述方法的计算机软件流程图。
按上述规则计算的特征点一般来说是准确的，可以正确处理数据文件。 但当出现因被试者之间的个体差异比较严重，信号受到干扰造成波形改变而 影响算法识别的情况时，需要在特征点识别上增加人工干预修正的环节。
在连续测量头部血压过程中本例利用心电、心音、脉搏波图获取脉搏波 传导时间时，还可同步获取被测者的心脏收缩始期和等容收缩期数值，方法 是：
在同一心动周期中，获取R波到第一心音S1的二尖瓣关闭成分M1(第一 个高振幅、高频成分)的时间为心脏收缩始期RWPIT；
在同一心动周期中，用第一心音S1的二尖瓣关闭成分M1到第二心音S2的 第二成分主动脉瓣关闭成分A2的时间，减去左室射血时间LVET获取心脏等容 收缩期ICT；所述左室射血时间LVET是指左心室开始射血(主动脉瓣开放) 到射血结束(主动脉瓣关闭)的时间，具体是取脉搏波起点0至切迹点In出 现时刻之间的间距。
实施上述方法采用的装置为：
脉搏波传感器是气囊型脉搏波传感器，其结构是：将压力传感器固定于 装在平板基座上的电路板上，平板基座与气囊固定连接，压力传感器管脚引 线从侧部引出，基座中部留有通气孔，以保证内外气体压力平衡。
压力传感器采用美国SMI公司开发的硅微结构压阻式传感器5350-008， 满量程为0.8psi(5kPa，40mmHg)。其基片可直接作为测量传感元件，扩散 电阻在基片内接成电桥形式。当基片受到外力作用而产生形变时，各电阻值 将发生变化，电桥就会产生相应的不平衡输出。使用时，用弹性带将传感器 固定在动脉上，不能固定太紧，以免影响脉搏波的传播和防止气囊内的压阻 式传感器处于非线性区域。本例设有两个脉搏波传感器，分别固定在被测者 头部两侧的太阳穴上。
心音传感器采用有源心音用振动传感器，其内部包括有放大电路，所以 具有良好的抗干扰性能，能够有效地拾取小于等于100Hz的低频信号，采用 正负3.3伏双电源供电，工作电流为110μA。具有体积小，能够防水的特 点。
心电传感器为常规的心电探头。
脉搏波传感器、心音传感器、心电传感器分别通过脉搏波调理电路、 心音调理电路、心电放大电路接数据处理计算机。
传感器、调理电路、数据处理计算机均可采用现有的心电图、脉博波 图、心音图的数据采集、调理、图像形成技术实施。