專利名稱：基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法及裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種提高血管硬度測量精度的方法。特別是涉及一種可提高血管硬度計(jì)算精度的脈搏波頻域處理，將脈搏波頻域處理中小波變換和譜能比的測量應(yīng)用于提高血管硬度參數(shù)精度的基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法及裝置。

背景技術(shù)：
動(dòng)脈彈性是反映人體心血管系統(tǒng)功能的重要指標(biāo)。動(dòng)脈彈性的好壞，反映了人體心血管系統(tǒng)功能的好壞。對(duì)于動(dòng)脈彈性的檢測，目前已有多種無創(chuàng)性手段檢測動(dòng)脈系統(tǒng)的彈性功能，血管超聲、磁共振、脈搏波傳導(dǎo)速度、壓力反射波的收縮期增強(qiáng)指數(shù)、脈搏波舒張期衰減參數(shù)和血壓測量時(shí)袖帶內(nèi)壓力震蕩波分析等。但是這些方法要么是有創(chuàng)傷性的，要么是需要大型昂貴儀器的，要么是操作實(shí)現(xiàn)復(fù)雜的，都不適合家庭保健，個(gè)人檢測。
動(dòng)脈血管隨心臟的收縮與擴(kuò)張而周期性搏動(dòng)的現(xiàn)象，稱為脈搏。脈搏盡管是由心臟所驅(qū)動(dòng)，但經(jīng)血流沿動(dòng)脈在人體內(nèi)要走過曲折而漫長的路徑才能到達(dá)遠(yuǎn)離心臟的肱動(dòng)脈處。這樣，它不僅要受到心臟狀況的影響，同時(shí)要受到內(nèi)環(huán)境調(diào)控功能器官狀態(tài)所需血液參數(shù)以及系統(tǒng)狀態(tài)參數(shù)等的影響。事實(shí)上，人體所有的功能和活動(dòng)是相互作用的，且均受自主神經(jīng)系統(tǒng)(autonomic nervous system，簡記ANS)所控制。反之，ANS的作用(如心跳減慢、血管擴(kuò)張、胃液分泌等)將以某些方式顯現(xiàn)在脈搏(脈象)中。因此，脈搏豐富的諧波的強(qiáng)度和頻率成分包含了人體健康狀況的絕太多數(shù)信息。
生物醫(yī)學(xué)信號(hào)可根據(jù)它們是否遵循確定性的規(guī)律而分為“確定(性)信號(hào)”和“隨機(jī)(性)信號(hào)”兩大類。嚴(yán)格來講，所有的生物醫(yī)學(xué)信號(hào)都是非平穩(wěn)的隨機(jī)信號(hào)。但是這并不是說在所有的情況下都這樣處理他們，而是根據(jù)生物醫(yī)學(xué)信號(hào)自身變化性質(zhì)的不同，通常在一定條件下可作適當(dāng)?shù)暮喕幚怼?br> 脈搏信號(hào)和心電信號(hào)是最接近于周期性的確定性信號(hào)，但實(shí)際上它們并不完全是確定的，脈搏信號(hào)也并非恒定不變的，而是不斷地出現(xiàn)一些微小變化，尤其是它會(huì)隨著人體的各種生理病理因素及周圍環(huán)境條件的變化，其波形會(huì)隨機(jī)地變化，正在于此，它在醫(yī)學(xué)診斷中具有重要的意義。脈搏信號(hào)具有如下具體特點(diǎn)(1)信號(hào)弱、干擾強(qiáng)(2)頻率低(3)變異性。由于脈搏信號(hào)的復(fù)雜性、變異性、信號(hào)源的不可觸及，以及信號(hào)檢測的無創(chuàng)性要求，給脈象信號(hào)的檢測和處理帶來了許多挑戰(zhàn)性的問題，這些問題的滿意解決很大程度上均依賴于檢測技術(shù)、信號(hào)分析技術(shù)和計(jì)算機(jī)技術(shù)的發(fā)展。
小波變換是20世紀(jì)末應(yīng)用數(shù)學(xué)領(lǐng)域最杰出的成果，它在信號(hào)分析等工程技術(shù)領(lǐng)域取得了巨大成功，并且已經(jīng)成為眾多學(xué)科共同關(guān)注的熱點(diǎn)。小波變換的本質(zhì)是信號(hào)的時(shí)問一尺度分析方法，具有多分辨率分析的特點(diǎn)，而且在時(shí)頻兩域具有表征信號(hào)局部特征的能力，被譽(yù)為“數(shù)學(xué)顯微鏡”。脈搏信號(hào)經(jīng)小波變換，其低頻部分保留了絕大部分信息和能量。同時(shí)，在脈搏信號(hào)的突變點(diǎn)(或奇異點(diǎn))處，經(jīng)小波變換后生成的特征向量的模會(huì)相對(duì)較大。這些優(yōu)點(diǎn)非常有利于脈搏信號(hào)的識(shí)別。
上述現(xiàn)有技術(shù)的主要缺點(diǎn)是，脈搏波的時(shí)域處理丟失了大量的頻域信息，另外對(duì)某些人而言每一個(gè)周期也不盡相同，一個(gè)周期里的特征點(diǎn)類型與另一周期的也不完全一致，這些都導(dǎo)致脈搏波特征點(diǎn)的識(shí)別變得很復(fù)雜。而目前的頻域處理還停留在方法的研究上，沒有將研究成果與脈搏時(shí)域處理引入到實(shí)際的脈搏信號(hào)處理中去。血管硬度反映動(dòng)脈彈性功能，但測量時(shí)的身體活動(dòng)情況，比如呼吸、手臂的活動(dòng)、心理的活動(dòng)等等都會(huì)使最后的結(jié)果有所變化。同樣還有其他的因素導(dǎo)致測量結(jié)果的不準(zhǔn)確，例如袖帶的纏繞方式、測量體位等等。對(duì)于血壓和血管硬度的測量各自有很多產(chǎn)品，也有很多方法。但是同時(shí)得到他們的數(shù)值由于方法不同導(dǎo)致測量儀器會(huì)比較復(fù)雜，數(shù)據(jù)處理比較繁瑣，也有少數(shù)基于同一方法的如脈搏波測量，但是由于模型過于簡單使測量精度很低，所以無論市場上還是研究中都沒有較為精確的用同一種方法測量血壓和血管硬度的儀器。且這些方法要么是有創(chuàng)傷性的，要么是需要大型昂貴儀器的，要么是操作實(shí)現(xiàn)復(fù)雜的，都不適合家庭保健，個(gè)人檢測。所以目前亟待解決的問題是講脈搏頻域信號(hào)處理的研究成果應(yīng)用到現(xiàn)有的血管硬度檢測中，力求在信號(hào)處理領(lǐng)域中提升血管硬度檢測的精度。


發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明所要解決的技術(shù)問題是，提供一種可提高血管硬度計(jì)算精度的脈搏波頻域處理，將脈搏波頻域處理中小波變換和譜能比的測量應(yīng)用于提高血管硬度參數(shù)精度的基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法及裝置。
本發(fā)明所采用的技術(shù)方案是一種基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法及裝置，其方法，包括有如下步驟 第一步采集脈搏信號(hào)，進(jìn)行通用的脈搏信號(hào)預(yù)處理過程； 第二步單片機(jī)讀取經(jīng)過預(yù)處理的脈搏信號(hào)； 第三步對(duì)脈搏波信號(hào)進(jìn)行基線拉平、歸一化處理； 第四步對(duì)脈搏信號(hào)進(jìn)行初步濾波處理； 第五步計(jì)算能量域熵值參數(shù)； 第六步對(duì)頻域結(jié)果進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，并進(jìn)行二次濾波。
所述的第一步進(jìn)行通用的脈搏信號(hào)預(yù)處理過程是首先由脈搏傳感器模塊拾取人體的脈搏信號(hào)，經(jīng)放大、濾波和采樣的預(yù)處理得到脈搏信號(hào)x(n)，其中x(n)是由壓力傳感器把脈搏壓力信號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)殡妷盒盘?hào)，是各采樣點(diǎn)對(duì)應(yīng)的脈搏信號(hào)幅度；n為信號(hào)的采樣點(diǎn)數(shù)，然后將脈搏信號(hào)x(n)通過RS232總線或USB接口方式傳入計(jì)算機(jī)。
所述的第三步對(duì)脈搏波信號(hào)進(jìn)行基線拉平、歸一化處理，即濾去袖帶放氣過程影響，拉平方法包括以下步驟 1)檢測出前一個(gè)心跳1的上升沿的起始點(diǎn)M1的壓力值為STARTP1，記錄該點(diǎn)的位置為j1，在檢測出心跳2的上升沿的起始點(diǎn)M2的壓力值為STARTP2，記錄該點(diǎn)的位置為j2； 2)通過公式 K＝(STARTP1-STARTP2)/j1-j2求得斜率； 3)由此可得在心跳1中的波形的各點(diǎn)，假設(shè)其點(diǎn)為A，其未拉前的壓力值為P，其所在的位置為j，則有拉平過后的值為P1＝P-K*(j-j1)； 4)通過步驟1)～3)把心跳1中的各個(gè)點(diǎn)拉平； 5)將一組脈搏波的最小值設(shè)為min，最大值設(shè)為max，依據(jù)公式P1＝(P1-min)/max對(duì)拉平后脈搏波信號(hào)進(jìn)行歸一化處理； 6)重復(fù)步驟1)～5)就可得到濾去放氣過程的脈搏波波形。
所述的第四步對(duì)脈搏信號(hào)進(jìn)行初步濾波處理，包括有如下過程 1)應(yīng)用小波函數(shù)meyer對(duì)脈搏信號(hào)進(jìn)行多尺度分解 2)初步去除噪聲的尺度分量后，重構(gòu)脈搏信號(hào) 此處∑Di表示剔除的高頻或高頻和低頻噪聲分量的和，(An)表示分解后低頻分量若為噪聲則剔出； 3)對(duì)重構(gòu)后信號(hào)進(jìn)行多尺度小波分解 所述的第四步計(jì)算能量域熵值參數(shù)，包括有如下過程 1)計(jì)算多尺度小波分解重構(gòu)后脈搏信號(hào)各尺度的能量，及總能量 計(jì)算各尺度小波分量能量pi 其中X(k)為瞬時(shí)譜， 計(jì)算各尺度小波分量能量和
2)分別計(jì)算各尺度能量與總能量比 以及各尺度能量之間的比值 3)計(jì)算脈搏信號(hào)小波變換后的譜熵值 所述的第五步對(duì)頻域結(jié)果進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，包括有如下過程 1)對(duì)能量及熵值進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，找出重要信息頻帶，濾除無用頻帶 2)分析濾波后的脈搏波時(shí)域波形，根據(jù)血液動(dòng)力學(xué)原理測量血管彈性擴(kuò)張系數(shù)ETK， 其中BK(主動(dòng)脈排空系數(shù))，BK＝KB-100×(KB-0.23)3， 3)將計(jì)算結(jié)果通過LCD進(jìn)行顯示。
本發(fā)明的使用基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法的裝置，包括有與人體上臂相連采集人體脈搏的袖帶；與袖帶相連的輸氣軟管；分別與輸氣軟管相連的氣泵和控制閥；安裝在袖帶上的傳感器；分別與傳感器和單片機(jī)相連，將傳感器采集的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)后送入單片機(jī)的A/D轉(zhuǎn)換器；分別與單片機(jī)相連，接收單片機(jī)的控制信號(hào)驅(qū)動(dòng)控制閥的閥驅(qū)動(dòng)單元和接收單片機(jī)的控制信號(hào)驅(qū)動(dòng)氣泵的泵驅(qū)動(dòng)單元；以及分別與單片機(jī)相連的顯示器LCD、輸入鍵盤。
本發(fā)明的基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法及裝置，可進(jìn)行有選擇的大面積頻帶濾波，濾掉不但包括初步濾波濾除不掉的噪聲信號(hào)，而且包括無用的頻帶信號(hào)，避免無用的數(shù)據(jù)處理，使血管硬度的計(jì)算更加精確，計(jì)算結(jié)果更有針對(duì)性。將脈搏頻域處理作為預(yù)處理的方法引申到血管硬度的測量計(jì)算中。可提高血管硬度計(jì)算精度的脈搏波頻域處理，尤其涉及脈搏波頻域處理中小波變換和譜能比的測量應(yīng)用于提高血管硬度參數(shù)精度的方法。在此濾波基礎(chǔ)上計(jì)算得出的血管硬度指標(biāo)更加準(zhǔn)確，為提高心血管硬度的計(jì)算精度打下了良好的基礎(chǔ)。



圖1是脈搏波各特征點(diǎn)示意圖； 圖2是基線拉平方法示意圖 圖3是脈搏信號(hào)初步濾波結(jié)果 圖4是二次濾波示意圖； 圖5是脈搏信號(hào)獲取和分析處理的系統(tǒng)框圖； 圖6是本發(fā)明的方法流程圖； 圖7是本發(fā)明裝置的結(jié)構(gòu)框圖； 圖8是閥驅(qū)動(dòng)單元的電路原理圖； 圖9是泵驅(qū)動(dòng)單元的電路原理圖。

具體實(shí)施例方式 下面結(jié)合實(shí)施例對(duì)本發(fā)明的基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法及裝置做出詳細(xì)說明。
脈搏波是一種以低頻成分為主的生理信號(hào)，加之受生理狀態(tài)、個(gè)體差異和傳感檢測手段等因素的影響，脈搏波信號(hào)在形態(tài)上往往差異很大，而且常常伴隨著比較大的基線漂移和噪聲干擾。采用沖放氣方法測量出的脈搏信號(hào)受放氣速度的影響，產(chǎn)生較大的基線漂移?；€漂移為頻率為0.15-0.3Hz疊加于脈搏信號(hào)上的低頻正弦波。本發(fā)明應(yīng)用多尺度小波變換去掉基線漂移和高頻噪聲的干擾；在多尺度小波分解的基礎(chǔ)上求出各尺度上脈搏信號(hào)的譜能，并引入“譜能比”SER的概念。計(jì)算各尺度間譜能比；引入復(fù)雜度參數(shù)—小波熵，計(jì)算多尺度分解后脈搏信號(hào)的復(fù)雜度差異。脈搏上是反映脈搏數(shù)據(jù)特征信息的一種尺度，因?yàn)槿梭w的生理和病理信息，在脈搏中都有一定的反映，正常的生理信息是相對(duì)穩(wěn)定的，病理信息具有一定的紊亂性，而熵具有體現(xiàn)一種紊亂度和不確定度的能力，因此用脈搏熵處理脈搏信息具有一定的實(shí)際價(jià)值和理論依據(jù)。不同心血管疾病病人的脈搏信號(hào)上都會(huì)在不同的脈搏頻帶上攜帶與正常人不同的信息。經(jīng)過上述頻域處理可以在初步濾波的基礎(chǔ)上再次濾除大面積攜帶與血管硬度測量無關(guān)信息的頻帶信號(hào)，減少信號(hào)的計(jì)算量，更能濾掉此頻帶上未濾除的噪聲信號(hào)。從時(shí)域上看，脈博波信息的特征點(diǎn)和曲線具有明確的血流動(dòng)力學(xué)和血液流變學(xué)的生理涵義，但時(shí)域?yàn)V波的處理不能達(dá)到血管硬度測量所要求的足夠的精度。將小波處理脈搏波的方法域時(shí)與處理結(jié)合可提高血管硬度的計(jì)算精度。
彈性腔模型已經(jīng)很成熟，精度和穩(wěn)定性都很好，該模型采用了兩個(gè)串聯(lián)的彈性腔，以表現(xiàn)血管系統(tǒng)的不同壓力，同時(shí)還在兩個(gè)彈性腔體之間加入一個(gè)表示血液慣性的環(huán)節(jié)，使模型輸出的脈搏波曲線能很好地反映出舒張期的波紋。將彈性腔理論和脈搏波性特征點(diǎn)識(shí)別技術(shù)結(jié)合起來，通過脈圖波型識(shí)別計(jì)算得到動(dòng)脈彈性指數(shù)。但外界的因素，從建立的模型可以看出，脈搏信號(hào)測量的準(zhǔn)確度直接影響到最后的血管硬度指數(shù)脈圖的形態(tài)，所以脈搏信號(hào)的測量結(jié)果會(huì)影響到最后的血管硬度計(jì)算。除去噪聲干擾，測量時(shí)的身體活動(dòng)情況，比如呼吸、手臂的活動(dòng)、心理的活動(dòng)等等都會(huì)使最后的結(jié)果有所變化。同樣還有其他的因素導(dǎo)致測量結(jié)果的不準(zhǔn)確，例如袖帶的纏繞方式、測量體位等等。將頻域分析脈搏波的方法推廣到彈性腔、血液動(dòng)力學(xué)方法測量血管硬度的中可以剔除上述的干擾，大幅提高血管硬度的測量精度。
本發(fā)明的基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法，是采用如圖5所示的脈搏信號(hào)獲取和分析處理的系統(tǒng)進(jìn)行的。方法的實(shí)現(xiàn)是采用如圖6所示的流程，具體包括有如下步驟 第一步把脈搏傳感器固定在肱動(dòng)脈最強(qiáng)處，開始采集脈搏信號(hào)，進(jìn)行通用的脈搏信號(hào)預(yù)處理過程。首先由脈搏傳感器模塊拾取人體的脈搏信號(hào)，先通過腕帶傳感器找到肱動(dòng)脈脈搏最強(qiáng)點(diǎn)，在軟件控制采樣各點(diǎn)的壓力脈搏波幅值，得到脈搏波的原始波形數(shù)據(jù)；經(jīng)放大、濾波和采樣的預(yù)處理得到脈搏信號(hào)x(n)，其中x(n)是由壓力傳感器把脈搏壓力信號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)殡妷盒盘?hào)，是各采樣點(diǎn)對(duì)應(yīng)的脈搏信號(hào)幅度；n為信號(hào)的采樣點(diǎn)數(shù)，然后將脈搏信號(hào)x(n)通過RS232總線或USB接口等方式傳入計(jì)算機(jī)。
第二步單片機(jī)讀取經(jīng)過預(yù)處理的脈搏信號(hào)； 第三步對(duì)由袖帶采集到的脈搏波信號(hào)進(jìn)行基線拉平、歸一化處理得到濾去放氣過 程的脈搏波信號(hào)，包括以下步驟(參考圖2所示) 1)檢測出前一個(gè)心跳1的上升沿的起始點(diǎn)M1的壓力值為STARTP1，記錄該點(diǎn)的位置為j1，在檢測出心跳2的上升沿的起始點(diǎn)M2的壓力值為STARTP2，記錄該點(diǎn)的位置為j2； 2)通過公式 K＝(STARTP1-STARTP2)/j1-j2求得斜率； 3)由此可得在心跳1中的波形的各點(diǎn)，假設(shè)其點(diǎn)為A，其未拉前的壓力值為P，其所在的位置為j，則有拉平過后的值為P1＝P-K*(j-j1)； 4)通過步驟1)～3)把心跳1中的各個(gè)點(diǎn)拉平； 5)將一組脈搏波的最小值設(shè)為min，最大值設(shè)為max，依據(jù)公式P1＝(P1-min)/max對(duì)拉平后脈搏波信號(hào)進(jìn)行歸一化處理； 6)重復(fù)步驟1)～5)就可得到濾去放氣過程的脈搏波波形。
第四步對(duì)脈搏信號(hào)進(jìn)行初步濾波處理；如圖3所示(其中圖3a表示袖帶放氣時(shí)脈搏波包絡(luò)線；圖3b是將圖3a基線拉平后所得到的圖)，從原始脈搏信號(hào)中選取較穩(wěn)定的一段，應(yīng)用小波包函數(shù)meyer進(jìn)行多尺度的分解，分解后可清楚地分辨出基線漂移和高頻噪聲干擾，通過反復(fù)實(shí)驗(yàn)確定，以軟閾值法濾除低頻基線漂移及高頻分量，并重構(gòu)脈 搏信號(hào)即可達(dá)到初步去除噪聲的目的。本步驟包括有如下過程 1)應(yīng)用小波函數(shù)meyer對(duì)脈搏信號(hào)進(jìn)行多尺度分解 2)初步去除噪聲的尺度分量后，重構(gòu)脈搏信號(hào) 此處∑Di表示剔除的高頻或高頻和低頻噪聲分量的和，(An)表示分解后低頻分量若為噪聲則剔出； 3)對(duì)重構(gòu)后信號(hào)進(jìn)行多尺度小波分解 第五步計(jì)算能量域熵值參數(shù)；為了揭示血管硬度患者與正常人在脈搏不同頻帶具有能量上的差別，我們引入了“譜能比”概念。對(duì)基于重構(gòu)后的脈搏信號(hào)，進(jìn)行多尺度小波分解，計(jì)算脈搏波信號(hào)的總能量設(shè)為

和各尺度上的能量pi，在此基礎(chǔ)上計(jì)算各尺度能量與總能量比值。包括有如下過程 1)計(jì)算多尺度小波分解重構(gòu)后脈搏信號(hào)各尺度的能量，及總能量 計(jì)算各尺度小波分量能量pi 其中X(k)為瞬時(shí)譜， 計(jì)算各尺度小波分量能量和
2)分別計(jì)算各尺度能量與總能量比 以及各尺度能量之間的比值 3)計(jì)算脈搏信號(hào)小波變換后的譜熵值小波熵是在Shannon熵概念的譜熵基礎(chǔ)上演變而來的，就是用小波變換代替傅立葉變換，然后求得的譜熵即為小波熵。設(shè)信號(hào)x(n)經(jīng)二進(jìn)離散正交小波變換后，在j分解尺度下k時(shí)刻的高頻分量為Dj，k、低頻分量為Aj，k(已修改)。原始信號(hào)序列x(n)則可表示為各分量之和，即(這里的高頻分量和低頻分量是小波變換時(shí)，比如把0-12hz共分解為3個(gè)尺度，習(xí)慣上就把0.-1.5hz叫做低頻分量，而1.5hz以上的叫做高頻分量) 其中，Aj＝Aj+1+Dj+1由正交小波變換的特性可知，在某時(shí)間窗內(nèi)信號(hào)總功率Powertot等于各個(gè)分量功率Powerj之和。小波熵值WE即可定義為 第六步對(duì)頻域結(jié)果進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，并進(jìn)行二次濾波。根據(jù)心血管系統(tǒng)的分室網(wǎng)絡(luò)和彈性腔模型，以及血液動(dòng)力學(xué)原理，確定脈搏波對(duì)應(yīng)的特征點(diǎn)和特征量。如圖1所示的脈搏波各特征點(diǎn)。
包括有如下過程 1)對(duì)能量及熵值進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，確定血管硬化患者與正常人具有明顯異的頻帶。找出重要信息頻帶，濾除無用頻帶。經(jīng)過對(duì)脈搏信號(hào)的頻域處理，得出了在初步濾波后脈搏信號(hào)不同頻帶上的能量和熵值，通過spss(spss是statistical product and servicesolutions)統(tǒng)計(jì)軟件分析，可以由脈搏信號(hào)某些頻帶的能量和熵值清楚得分辨出血管硬化病人和正常人，也就是這些頻帶上保留了血管硬度監(jiān)測的必不可少的信息。這些成分在濾波時(shí)要保留。同時(shí)一些頻帶信息與血管硬度狀況甚至心血管健康狀況并不關(guān)聯(lián)，這些成分在進(jìn)一步濾波時(shí)應(yīng)該被濾除。這樣不但可以減少了信號(hào)處理的計(jì)算量，而且使心血管硬度計(jì)算更加準(zhǔn)確，目標(biāo)對(duì)象更加明確。
可以發(fā)現(xiàn)心血管硬化病人脈搏各頻帶具有的能量、攜帶信息的多少與正常人存在差別，且這些差別集中在某些特定的頻帶上(其它心血管疾病可能在其他頻帶上表現(xiàn)出與正常的差別)。由此分析結(jié)果將脈搏信號(hào)0-40hz中與判定血管硬度無關(guān)的頻帶信息濾除，達(dá)到大幅提高血管硬度測量精度的目的。
經(jīng)過統(tǒng)計(jì)分類，將頻率范圍在0-40hz范圍內(nèi)的脈搏波頻帶分為a、0-0.125hz；b、0.125-2.5hz；c、2.5-5hz；d、5-10hz；e、10-20hz；f、20-40hz。在a、b、c、d、f頻帶中能量及b、c頻帶中熵值均顯現(xiàn)出病人參數(shù)與正常人明顯不同?？梢婎l帶10-20hz所攜帶的信息與判定病人與正常人無關(guān)，可在第二步濾波處理中濾除，濾除包含無用信息的頻帶。假設(shè)人體的脈搏信號(hào)由頻帶為0-10hz到20-40hz的信號(hào)sig1，和頻帶為10-20hz的信號(hào)sig2，即sig＝sig1+sig2。圖4所示為初次濾波后信號(hào)，被剔除的10-20hz信號(hào)，及二次濾波后信號(hào)。濾波公式 2)分析濾波后的脈搏波時(shí)域波形，濾波方法因?yàn)楦淖兞嗣}搏信號(hào)波型，間接改變了波形參數(shù)的計(jì)算，進(jìn)而改變了血管硬度的計(jì)算結(jié)果。由于第二步濾波處理濾除的10-20hz信號(hào)，其中不但包括對(duì)于心血管硬度檢驗(yàn)無用的脈搏信息，而且包含10-20hz中第一步濾波中沒有濾除的其它噪聲信號(hào)，所以第二步濾波處理必將進(jìn)一步提高心血管硬度參數(shù)ETK的計(jì)算精度。
根據(jù)血液動(dòng)力學(xué)原理定義血管硬度指數(shù)為血管彈性擴(kuò)張系數(shù)ETK 其中BK(主動(dòng)脈排空系數(shù))，BK＝KB-100×(KB-0.23)3， 如上所示，血管彈性擴(kuò)張系數(shù)ETK計(jì)算公式中用到大量脈搏時(shí)域波形相關(guān)的參數(shù)，濾除脈搏信號(hào)干擾后明顯的精確了脈搏時(shí)域波形信息，同時(shí)也就精確了由脈搏時(shí)域波形提取的相關(guān)參數(shù)，即提高了血管彈性擴(kuò)張系數(shù)ETK的計(jì)算精度。
3)將計(jì)算結(jié)果通過LCD進(jìn)行顯示。
如圖7所示，本發(fā)明的使用基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法的裝置，包括有與人體上臂相連采集人體脈搏的袖帶1；與袖帶1相連的輸氣軟管2；分別與輸氣軟管2相連的氣泵3和控制閥4；安裝在袖帶1上的傳感器5；分別與傳感器5和單片機(jī)8相連，將傳感器5采集的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)后送入單片機(jī)8的A/D轉(zhuǎn)換器；分別與單片機(jī)8相連，接收單片機(jī)8的控制信號(hào)驅(qū)動(dòng)控制閥4的閥驅(qū)動(dòng)單元6a和接收單片機(jī)8的控制信號(hào)驅(qū)動(dòng)氣泵3的泵驅(qū)動(dòng)單元6b；以及分別與單片機(jī)8相連的顯示器LCD 9、輸入鍵盤10。
在本實(shí)施例中，所述的單片機(jī)8選用型號(hào)為68HC908的單片機(jī)。
如圖8所示，所述的閥驅(qū)動(dòng)單元6a是由電阻R1和三極管G1組成，其中電阻R1的電流輸入端接單片機(jī)8的信號(hào)輸出端，電阻R1的電流輸出端與三極管G1的基極相連，三極管G1的集電極連接控制閥4，三極管G1的發(fā)射極接地。
如圖9所示，所述的泵驅(qū)動(dòng)單元6b是由電阻R2和三極管G2組成，其中電阻R2的電流輸入端接單片機(jī)8的信號(hào)輸出端，電阻R2的電流輸出端與三極管G2的基極相連，三極管G2的集電極連接氣泵3，三極管G2的發(fā)射極接地。
在測量過程中，袖帶固定于被測對(duì)象上臂，傳感器安裝于袖帶內(nèi)部，以傳感器處于脈搏波信號(hào)最強(qiáng)處為袖帶固定標(biāo)準(zhǔn)。單片機(jī)是操作系統(tǒng)的核心，用戶可通過鍵盤對(duì)其進(jìn)行操作。單片機(jī)控制驅(qū)動(dòng)的工作，泵驅(qū)動(dòng)工作時(shí)，泵開始工作即對(duì)袖帶進(jìn)行充氣。閥驅(qū)動(dòng)工作時(shí)，閥開始工作即對(duì)袖帶進(jìn)行放氣，并控制放氣速度和時(shí)間。傳感器在袖帶充放氣過程中記錄人體脈搏波變化，并將信號(hào)通過A/D轉(zhuǎn)換器變換后傳輸給單片計(jì)算機(jī)。數(shù)字信號(hào)在單片計(jì)算機(jī)內(nèi)進(jìn)行濾波，小波分解、計(jì)算譜能比及譜墑等一系列處理后，將診斷結(jié)果顯示在LCD顯示器上。
實(shí)際工作過程包括以下步驟 1)通過鍵盤操作單片機(jī)，是單片機(jī)通過控制驅(qū)動(dòng)裝置控制泵的工作，使袖帶充氣，同時(shí)袖帶內(nèi)傳感器采集到脈搏波的壓力變化，通過A/D轉(zhuǎn)換器將壓力變化的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)傳輸給單片機(jī)。
2)單片機(jī)通過控制驅(qū)動(dòng)裝置控制閥的放氣，同時(shí)袖帶內(nèi)傳感器采集到脈搏波的壓力變化，通過A/D轉(zhuǎn)換器將壓力變化的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)傳輸給單片機(jī)。
3)一次測量過程結(jié)束，采集到的數(shù)據(jù)通過A/D轉(zhuǎn)換器處理傳入單片機(jī)，并在單片機(jī)內(nèi)進(jìn)行基線拉平及歸一化、去噪、小波分解、譜能比計(jì)算、譜熵計(jì)算等處理，并將結(jié)果通過LCD顯示器顯示。
權(quán)利要求
1.一種基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法，其特征在于，包括有如下步驟
第一步采集脈搏信號(hào)，進(jìn)行通用的脈搏信號(hào)預(yù)處理過程；
第二步單片機(jī)讀取經(jīng)過預(yù)處理的脈搏信號(hào)；
第三步對(duì)脈搏波信號(hào)進(jìn)行基線拉平、歸一化處理；
第四步對(duì)脈搏信號(hào)進(jìn)行初步濾波處理；
第五步計(jì)算能量域熵值參數(shù)；
第六步對(duì)頻域結(jié)果進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，并進(jìn)行二次濾波。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法，其特征在于，所述的第一步進(jìn)行通用的脈搏信號(hào)預(yù)處理過程是首先由脈搏傳感器模塊拾取人體的脈搏信號(hào)，經(jīng)放大、濾波和采樣的預(yù)處理得到脈搏信號(hào)x(n)，其中x(n)是由壓力傳感器把脈搏壓力信號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)殡妷盒盘?hào)，是各采樣點(diǎn)對(duì)應(yīng)的脈搏信號(hào)幅度；n為信號(hào)的采樣點(diǎn)數(shù)，然后將脈搏信號(hào)x(n)通過RS232總線或USB接口方式傳入計(jì)算機(jī)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法，其特征在于，所述的第三步對(duì)脈搏波信號(hào)進(jìn)行基線拉平、歸一化處理，即濾去袖帶放氣過程影響，拉平方法包括以下步驟
1)檢測出前一個(gè)心跳1的上升沿的起始點(diǎn)M1的壓力值為STARTP1，記錄該點(diǎn)的位置為j1，在檢測出心跳2的上升沿的起始點(diǎn)M2的壓力值為STARTP2，記錄該點(diǎn)的位置為j2；
2)通過公式 K＝(STARTP1-STARTP2)/j1-j2求得斜率；
3)由此可得在心跳1中的波形的各點(diǎn)，假設(shè)其點(diǎn)為A，其未拉前的壓力值為P，其所在的位置為j，則有拉平過后的值為P1＝P-K*(j-j1)；
4)通過步驟1)～3)把心跳1中的各個(gè)點(diǎn)拉平；
5)將一組脈搏波的最小值設(shè)為min，最大值設(shè)為max，依據(jù)公式P1＝(P1-min)/max對(duì)拉平后脈搏波信號(hào)進(jìn)行歸一化處理；
6)重復(fù)步驟1)～5)就可得到濾去放氣過程的脈搏波波形。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法，其特征在于，所述的第三步對(duì)脈搏信號(hào)進(jìn)行初步濾波處理，包括有如下過程
1)應(yīng)用小波函數(shù)meyer對(duì)脈搏信號(hào)進(jìn)行多尺度分解
2)初步去除噪聲的尺度分量后，重構(gòu)脈搏信號(hào)
此處∑Di表示剔除的高頻或高頻和低頻噪聲分量的和，(An)表示分解后低頻分量若為噪聲則剔出；
3)對(duì)重構(gòu)后信號(hào)進(jìn)行多尺度小波分解
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法，其特征在于，所述的第四步計(jì)算能量域熵值參數(shù)，包括有如下過程
1)計(jì)算多尺度小波分解重構(gòu)后脈搏信號(hào)各尺度的能量，及總能量
計(jì)算各尺度小波分量能量pi
其中X(k)為瞬時(shí)譜，
計(jì)算各尺度小波分量能量和
2)分別計(jì)算各尺度能量與總能量比
以及各尺度能量之間的比值
3)計(jì)算脈搏信號(hào)小波變換后的譜熵值
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法，其特征在于，所述的第五步對(duì)頻域結(jié)果進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，包括有如下過程
1)對(duì)能量及熵值進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，找出重要信息頻帶，濾除無用頻帶
2)分析濾波后的脈搏波時(shí)域波形，根據(jù)血液動(dòng)力學(xué)原理測量血管彈性擴(kuò)張系數(shù)ETK，
其中BK(主動(dòng)脈排空系數(shù))，BK＝KB-100×(KB-0.23)3，
3)將計(jì)算結(jié)果通過LCD進(jìn)行顯示。
7.一種使用基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法的裝置，其特征在于，包括有與人體上臂相連采集人體脈搏的袖帶(1)；與袖帶(1)，相連的輸氣軟管(2)；分別與輸氣軟管(2)相連的氣泵(3)和控制閥(4)；安裝在袖帶(1)上的傳感器(5)；分別與傳感器(5)和單片機(jī)(8)相連，將傳感器(5)采集的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)后送入單片機(jī)(8)的A/D轉(zhuǎn)換器；分別與單片機(jī)(8)相連，接收單片機(jī)(8)的控制信號(hào)驅(qū)動(dòng)控制閥(4)的閥驅(qū)動(dòng)單元(6a)和接收單片機(jī)(8)的控制信號(hào)驅(qū)動(dòng)氣泵(3)的泵驅(qū)動(dòng)單元(6b)；以及分別與單片機(jī)(8)相連的顯示器LCD(9)、輸入鍵盤(10)。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的使用基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法的裝置，其特征在于，所述的閥驅(qū)動(dòng)單元(6a)是由電阻R1和三極管G1組成，其中電阻R1的電流輸入端接單片機(jī)(8)的信號(hào)輸出端，電阻R1的電流輸出端與三極管G1的基極相連，三極管G1的集電極連接控制閥(4)，三極管G1的發(fā)射極接地。
9.根據(jù)權(quán)利要求7所述的使用基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法的裝置，其特征在于，所述的泵驅(qū)動(dòng)單元(6b)是由電阻R2和三極管G2組成，其中電阻R2的電流輸入端接單片機(jī)(8)的信號(hào)輸出端，電阻R2的電流輸出端與三極管G2的基極相連，三極管G2的集電極連接氣泵(3)，三極管G2的發(fā)射極接地。
全文摘要
一種基于脈搏波頻譜分析提高血管硬度測量精度的方法及裝置，方法包括有采集脈搏信號(hào)，進(jìn)行通用的脈搏信號(hào)預(yù)處理過程；單片機(jī)讀取經(jīng)過預(yù)處理的脈搏信號(hào)；對(duì)脈搏波信號(hào)進(jìn)行基線拉平、歸一化處理；對(duì)脈搏信號(hào)進(jìn)行初步濾波處理；計(jì)算能量域熵值參數(shù)；對(duì)頻域結(jié)果進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，并進(jìn)行二次濾波。裝置包括有袖帶；與袖帶相連的輸氣軟管；分別與輸氣軟管相連的氣泵和控制閥；安裝在袖帶上的傳感器；分別與傳感器和單片機(jī)相連的A/D轉(zhuǎn)換器；分別與單片機(jī)相連閥驅(qū)動(dòng)單元和泵驅(qū)動(dòng)單元。本發(fā)明可進(jìn)行有選擇的大面積頻帶濾波，濾掉不但包括初步濾波濾除不掉的噪聲信號(hào)，而且包括無用的頻帶信號(hào)，避免無用的數(shù)據(jù)處理，使血管硬度的計(jì)算更加精確，計(jì)算結(jié)果更有針對(duì)性。
文檔編號(hào)A61B5/02GK101156771SQ200710061228
公開日2008年4月9日 申請(qǐng)日期2007年9月28日 優(yōu)先權(quán)日2007年9月28日
發(fā)明者徐可欣, 杜振輝, 瑾 劉, 萍 吳 申請(qǐng)人:天津市先石光學(xué)技術(shù)有限公司