基于ECG與PPG的血壓測(cè)量方法研究

1、學(xué)院(部) 電子信息學(xué)院題 目 基于ECG與PPG的血壓測(cè)量方法研究目錄摘要1Abstract2第一章 緒論31.1 課題背景31.2 研究目的和意義41.3 國(guó)內(nèi)外研究現(xiàn)狀41.3.1 柯氏音法51.3.2 示波法51.3.3 恒定容積法51.3.4 動(dòng)脈張力法51.4 數(shù)據(jù)庫(kù)簡(jiǎn)介61.5 行文安排6第二章 脈搏波波速法的相關(guān)理論72.1 血壓簡(jiǎn)介72.2 信號(hào)簡(jiǎn)介72.2.1 心電信號(hào)簡(jiǎn)介72.2.2 脈搏波信號(hào)簡(jiǎn)介82.3 噪聲簡(jiǎn)介92.3.1 基線漂移92.3.2 肌電干擾92.3.3 工頻干擾102.4 脈搏波波速法10第三章 去噪113.1 去噪算法113.2 去噪結(jié)果13第四章

2、血壓算法254.1 定位254.1.1脈搏波傳播時(shí)間的起點(diǎn)定位254.1.2脈搏波傳播時(shí)間的終點(diǎn)定位324.2 血壓模型的建立344.2.1 PTT的計(jì)算344.2.2 線性回歸36第五章 總結(jié)與展望405.1 總結(jié)405.2 展望40參考文獻(xiàn)41致謝43摘要目前，心血管疾病已經(jīng)成為威脅人類(lèi)身體健康和生命安全的主要疾病之一，其中血壓是引起心血管疾病的主要因素，因而通過(guò)監(jiān)測(cè)血壓的變化進(jìn)而預(yù)防心血管疾病的發(fā)生具有非常重要的意義。血壓測(cè)量方法有很多種，常見(jiàn)的血壓測(cè)量方法如柯氏音法、示波法均無(wú)法實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)測(cè)量。針對(duì)以上現(xiàn)狀，本文基于脈搏波波速法的原理，研究一種基于ECG與PPG實(shí)現(xiàn)連續(xù)測(cè)量血壓的算

3、法。算法主要包括三個(gè)方面：去噪、定位以及血壓模型的建立。在去噪階段，采用小波變換與閾值相結(jié)合的方法去除信號(hào)中基線漂移、高頻噪聲等干擾的影響，在確保信號(hào)不失真的情況下提高了信噪比；在定位階段，采用Pan-Tompkin算法實(shí)現(xiàn)R波波峰的定位，定位準(zhǔn)確度為97.31%，采用動(dòng)態(tài)閾值的方法實(shí)現(xiàn)脈搏波波峰的定位，定位準(zhǔn)確度為98.28%；在建立血壓模型階段，首先找出對(duì)應(yīng)的R波波峰與脈搏波波峰，求出脈搏波傳播時(shí)間，根據(jù)脈搏波傳播時(shí)間與血壓的線性關(guān)系，構(gòu)造出血壓模型，基于此模型初步實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)測(cè)量。實(shí)驗(yàn)測(cè)得收縮壓與舒張壓均滿足平均誤差小于5mmHg、標(biāo)準(zhǔn)差小于8mmHg的要求, 符合AAMI電子血壓計(jì)設(shè)

4、計(jì)的標(biāo)準(zhǔn)。本次設(shè)計(jì)的數(shù)據(jù)來(lái)源于Challenge 2010 Training Set A/Test Set B挑戰(zhàn)賽的數(shù)據(jù)庫(kù)。關(guān)鍵詞：血壓測(cè)量；脈搏波波速法；基線漂移；R波定位 AbstractAt present, cardiovascular disease has become one of the major diseases that threaten human health and life safety. Among them, blood pressure is a major cause of cardiovascular disease. Therefore, it is

5、 of great significance to monitor changes in blood pressure to prevent the occurrence of cardiovascular disease. There are many ways to measure blood pressure, common blood pressure measurement methods such as Korotkoff sound and oscillometric cannot achieve continuous measurement of blood pressure.

6、In view of the above situation, based on the principle of pulse wave velocity method, this paper studies an algorithm based on ECG and PPG to achieve continuous measurement of blood pressure. The algorithm mainly includes three aspects: denoising, positioning and establishment of blood pressure mode

7、l. In the denoising stage, the combination of wavelet transform and threshold is used to remove the effects of baseline drift, high frequency noise, and other disturbances in the signal, and the signal-to-noise ratio is improved when the signal is not distorted. In the positioning stage, the Pan-Tom

8、pkin algorithm was used to achieve the positioning of the R wave peak, the positioning accuracy reached 97.31%, and the dynamic threshold method was used to achieve the positioning of the pulse wave peak, the positioning accuracy reached 98.29%; In the establishment of the blood pressure model stage

9、, first, find out the corresponding R wave peak and pulse wave peak, and calculate the pulse wave propagation time, according to the linear relationship between the pulse wave propagation time and blood pressure, construct a personal blood pressure model, based on this model to achieve measurement o

10、f blood pressure. The experimentally result meets the requirement that the average error is less than 5 mmHg, and the standard deviation is less than 8 mmHg, and it meets the standards for the design of the AAMI electronic blood pressure monitor. The data for this design is from the database of the

11、Challenge 2010 Training Set A/Test Set B .Keywords：Blood pressure measurement；Pulse wave velocity method；Baseline drift；R wave positioning 第一章 緒論1.1 課題背景血壓是維持組織器官血流灌注以及血液循環(huán)必不可少的因素，血壓異常是導(dǎo)致心血管疾病的主要因素，其中高血壓是最顯著的致病因素之一，由高血壓引起的心血管疾病超過(guò)了心血管疾病總數(shù)的一半。根據(jù)國(guó)家心血管疾病中心2017年的報(bào)告，如圖1.1、圖1.2所示，截至2015年年底我國(guó)心血管疾病患者的患病率正處于持

12、續(xù)上升的階段，越來(lái)越多的人正在飽受心血管疾病的折磨，這嚴(yán)重威脅到了我國(guó)人民的健康水平，造成了國(guó)家資源的嚴(yán)重浪費(fèi)?，F(xiàn)階段血壓的測(cè)量仍存在一些問(wèn)題，如柯氏音法以及示波法，擺脫不了袖帶的束縛，導(dǎo)致其便攜性不好，并且袖帶的充放氣需要一定的時(shí)間，這不僅限制了血壓的連續(xù)測(cè)量，還會(huì)給人體帶來(lái)不適，可實(shí)現(xiàn)血壓連續(xù)測(cè)量的直接測(cè)量法由于其有創(chuàng)性只適用于危及病人以及開(kāi)腔手術(shù)的情況下?；贓CG與PPG的血壓測(cè)量方法由于其便攜性以及可實(shí)現(xiàn)無(wú)創(chuàng)連續(xù)測(cè)量的優(yōu)點(diǎn)成為了血壓測(cè)量方法的研究熱點(diǎn)。圖1. 1各種疾病導(dǎo)致的農(nóng)村居民死亡率變化情況圖1. 2各種疾病導(dǎo)致的城市居民死亡率變化情況1.2 研究目的和意義血壓異常會(huì)影響到心、

13、腦、腎等多個(gè)人體器官，其并發(fā)癥有心力衰竭、高血壓性心臟病、腦血栓、動(dòng)脈硬化、慢性腎功能衰竭、尿毒癥以及視網(wǎng)膜動(dòng)脈硬化等，實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)測(cè)量對(duì)預(yù)防、診斷和治療心腦血管疾病具有重要意義。人的血壓會(huì)隨著時(shí)間的變化而發(fā)生改變，但血壓大都是在醫(yī)院里測(cè)量，這就會(huì)出現(xiàn)“白大衣高血壓效應(yīng)”，因此實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)測(cè)量十分重要，不僅有利于提前預(yù)防高血壓，還有利于實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)人體身體狀況，減少心腦血管的發(fā)病率。本課題的目的是基于脈搏波波速法的原理，通過(guò)求解ECG與PPG兩路信號(hào)的時(shí)間差得出脈搏波傳播時(shí)間，根據(jù)血壓與脈搏波傳播時(shí)間存在的線性相關(guān)從而建立血壓模型，基于該血壓模型實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)測(cè)量。1.3 國(guó)內(nèi)外研究現(xiàn)狀血壓的

14、直接測(cè)量通過(guò)將含有壓力傳感器的導(dǎo)管直接插入到人體動(dòng)脈測(cè)得血壓，這種方法測(cè)得的血壓精度高，但方法的有創(chuàng)性表明該方法只適用于危及病人以及開(kāi)腔手術(shù)的情況下；間接測(cè)量通過(guò)檢測(cè)與血壓相關(guān)的其他參數(shù)測(cè)量血壓，是日常測(cè)量血壓的常用方法。1.3.1 柯氏音法1905年俄國(guó)醫(yī)生Korotkoff提出利用柯氏音的出現(xiàn)與消失測(cè)量血壓1?？率弦舴y(cè)血壓通過(guò)在充氣階段對(duì)袖帶加壓直到壓力阻斷動(dòng)脈，然后對(duì)袖帶放氣逐步降低袖帶內(nèi)壓力，當(dāng)袖帶內(nèi)壓力剛好等于收縮壓時(shí)可以聽(tīng)到柯氏音從而求出收縮壓的大小，袖帶繼續(xù)放氣直到柯氏音消失可得到舒張壓的大小?？率弦舴y(cè)血壓準(zhǔn)確度高，但存在著許多缺點(diǎn)，如無(wú)法擺脫袖帶的束縛，測(cè)量時(shí)被測(cè)者會(huì)產(chǎn)生不

15、適，測(cè)量結(jié)果也會(huì)因人而異。1.3.2 示波法示波法又稱為“振蕩法”，該方法利用壓力傳感器拾取袖帶放氣階段產(chǎn)生的壓力振蕩波，然后通過(guò)分析壓力振蕩波的特征參數(shù)來(lái)獲得收縮壓與舒張壓的值2。和柯氏音法相比，該方法消除了由于人工測(cè)量產(chǎn)生的誤差，實(shí)現(xiàn)了血壓的自動(dòng)測(cè)量，但是依然沒(méi)有擺脫袖帶的束縛，而且缺乏跟蹤血壓突變的能力，測(cè)量結(jié)果也會(huì)受到運(yùn)動(dòng)的干擾。1.3.3 恒定容積法由于血管的直徑會(huì)隨著血壓變化而改變，血管容積也會(huì)改變，當(dāng)血管處于恒定容積狀態(tài)時(shí)，血管的直徑恒定，基于此可以通過(guò)外部伺服系統(tǒng)調(diào)節(jié)血管的外部壓力，使得外部壓力與動(dòng)脈壓力相等，補(bǔ)償血管內(nèi)的容積變化，即可求出動(dòng)脈血壓的值3。這種方法的優(yōu)點(diǎn)是簡(jiǎn)便快

16、捷，缺點(diǎn)是便攜性不好。1.3.4 動(dòng)脈張力法動(dòng)脈張力法測(cè)量結(jié)果的準(zhǔn)確度與傳感器的精度與放置位置有很大的關(guān)系，該方法的原理是通過(guò)對(duì)放置在人體體表的壓力傳感器加壓，使得該處動(dòng)脈呈扁平狀，此時(shí)的外加壓力與動(dòng)脈血壓存在著正比的關(guān)系，通過(guò)轉(zhuǎn)換即可得出血壓的值4。該方法測(cè)量位置通常選擇橈動(dòng)脈、頸動(dòng)脈等貼近體表動(dòng)脈的地方，可以實(shí)現(xiàn)連續(xù)測(cè)量血壓的目標(biāo)，但是由于傳感器的精度問(wèn)題，難以實(shí)現(xiàn)準(zhǔn)確測(cè)量，對(duì)于該方法的研究還處于測(cè)試階段。1.4 數(shù)據(jù)庫(kù)簡(jiǎn)介Physio是一個(gè)提供公共網(wǎng)絡(luò)資源服務(wù)的網(wǎng)站，該網(wǎng)站每年與心臟計(jì)算會(huì)議合作舉辦一系列心臟病學(xué)挑戰(zhàn)賽，利用Physio網(wǎng)站提供的數(shù)據(jù)和軟件解決臨床或基礎(chǔ)科學(xué)中未解決的問(wèn)題

17、5，研究人員可通過(guò)PhysioBank ATM選擇所需數(shù)據(jù)，利用數(shù)據(jù)庫(kù)提供的rdsamp函數(shù)導(dǎo)出MATLAB可識(shí)別的.mat格式的數(shù)據(jù)。本文所用數(shù)據(jù)來(lái)源于該網(wǎng)站里的Challenge 2010 Training Set A和Challenge 2010 Test Set B挑戰(zhàn)賽的數(shù)據(jù)庫(kù)，2010挑戰(zhàn)賽的目標(biāo)是根據(jù)其他幾組同步的信號(hào)重建缺失的信號(hào)。挑戰(zhàn)賽的數(shù)據(jù)庫(kù)中的每組數(shù)據(jù)至少包含了6個(gè)同步連續(xù)的長(zhǎng)達(dá)10分鐘的數(shù)據(jù)，這6個(gè)同步信號(hào)包括心電信號(hào)、持續(xù)有創(chuàng)血壓、呼吸、指尖體積描記波等其他輸出信號(hào)，包含本次設(shè)計(jì)所需要的ECG、PPG以及BP三路信號(hào)。1.5 行文安排第一章緒論為文章簡(jiǎn)介，分別對(duì)課題背

18、景、目的與意義、國(guó)內(nèi)外現(xiàn)狀以及數(shù)據(jù)庫(kù)進(jìn)行了簡(jiǎn)單的介紹；第二章介紹了血壓的相關(guān)知識(shí)、ECG信號(hào)與PPG信號(hào)的特征、噪聲的類(lèi)型、以及脈搏波波速法測(cè)血壓的基本原理；第三章介紹了去噪的主要內(nèi)容，包括本文所用去噪方法的原理以及去噪結(jié)果、數(shù)據(jù)紀(jì)錄與分析；第四章介紹了血壓算法的主要內(nèi)容，包括定位算法的原理以及數(shù)據(jù)紀(jì)錄與分析，脈搏波傳播時(shí)間的計(jì)算與血壓方程的求解；第五章總結(jié)了算法的主要內(nèi)容與現(xiàn)階段仍存在的問(wèn)題。第二章 脈搏波波速法的相關(guān)理論2.1 血壓簡(jiǎn)介血壓指的是血液在血管流動(dòng)時(shí)對(duì)血管壁產(chǎn)生的側(cè)壓力，血液循環(huán)系統(tǒng)的充盈度、心臟射血和外周阻力是產(chǎn)生血壓的三個(gè)因素。心臟、血管和淋巴系統(tǒng)組成了人體的循環(huán)系統(tǒng)，心臟

19、的一張一縮，使得人體血液沿著血管流動(dòng)產(chǎn)生了對(duì)血管壁的壓力。心臟收縮，動(dòng)脈壓力最高時(shí)的血壓為“高壓”，即收縮壓（Systolic Blood Pressure, SBP）；心臟舒張，動(dòng)脈壓力最低時(shí)的血壓為“低壓”，即舒張壓（Diastolic Blood Pressure, DBP）。血壓受很多因素的影響，如心輸出量對(duì)收縮壓的影響較大，但對(duì)舒張壓的影響則較小，收縮壓和舒張壓也都會(huì)隨著外周阻力的增大而升高，外周阻力對(duì)舒張壓的影響較大，對(duì)收縮壓的影響較小。2.2 信號(hào)簡(jiǎn)介基于ECG與PPG測(cè)量血壓的方法需要獲得兩路信號(hào)的時(shí)間差，其中最為常見(jiàn)的是以心電信號(hào)的R波波峰到脈搏波波峰處的時(shí)間差作為脈搏波傳播

20、時(shí)間。2.2.1 心電信號(hào)簡(jiǎn)介心動(dòng)周期內(nèi)，心臟不同部位相繼興奮時(shí)產(chǎn)生的電信號(hào)的變化情況即為心電圖（Electrocardiogram，ECG），心電圖為研究心臟提供了重要參考。心電信號(hào)是微毫伏級(jí)的信號(hào)，幅值范圍為50µV5mV之間，其頻率分布在0.05Hz100Hz之間,其中90%的心電信號(hào)頻譜集中在0.25Hz35Hz之間，QRS復(fù)合波的能量集中在3Hz45Hz之間，P波和T波的能量集中在0.5Hz10Hz之間，與P波和T波相比，QRS波群具有更高的幅度，提供了更多關(guān)于心臟狀況的信息6。正常心臟活動(dòng)傳遞過(guò)程為由竇結(jié)房傳入右心房并沿心房肌向右心房下部和左心房擴(kuò)展，此時(shí)即為心電圖的P波

21、，心室的全面除極產(chǎn)生了心電圖的QRS波群，心室復(fù)極過(guò)程產(chǎn)生了心電圖的T波，正常的心電信號(hào)一個(gè)周期的波形如圖2.1所示。圖2. 1一個(gè)周期的正常心電信號(hào)波形圖2.2.2 脈搏波信號(hào)簡(jiǎn)介光電容積描記波（Photo Plethysmo Graphy，PPG），即脈搏波是重要的生理信號(hào)，可通過(guò)接收光信號(hào)的強(qiáng)弱描繪出人體內(nèi)血液容量變化情況，可用于推測(cè)人體的部分健康狀況。通過(guò)分析脈搏波的頻譜，可以看出信號(hào)的頻率主要分布在0.5Hz10Hz之間，其主要頻率成分除了以心率為基頻并且與該基頻成倍數(shù)的高次諧頻成分之外，還存在一些其他高次諧頻成分，這些高次諧頻成分的基頻與心率非常相近，相差在0.1Hz以內(nèi)，總的來(lái)說(shuō)

22、，脈搏波信號(hào)是由多個(gè)頻率相近的基頻分量以及于該基頻信號(hào)成倍數(shù)關(guān)系的高次諧頻信號(hào)組成的7。正常的脈搏波一個(gè)周期的波形如圖2.2所示，由圖可知脈搏波主要由上升支和下降支兩個(gè)部分組成的。左心室射血導(dǎo)致動(dòng)脈管壁擴(kuò)張形成了脈搏波的上升支，射血后期速度減慢引起的血量減少形成了脈搏波的下降支，此時(shí)動(dòng)脈管壁開(kāi)始慢慢回縮，血壓逐漸下降，脈搏波下降支的后半段是由于心室舒張，動(dòng)脈管壁加速?gòu)椥允湛s導(dǎo)致的，左心室射血停止使得動(dòng)脈內(nèi)血液逆流產(chǎn)生了潮波，心室舒張時(shí)血液反流沖擊動(dòng)脈瓣產(chǎn)生了重搏波。圖2. 2一個(gè)周期的正常脈搏波信號(hào)波形圖2.3 噪聲簡(jiǎn)介由于人體的呼吸以及儀器等帶來(lái)的干擾，采集到的信號(hào)波形很少會(huì)像圖2.1以及圖

23、2.2那樣標(biāo)準(zhǔn)，會(huì)受到基線漂移、高頻噪聲等噪聲的干擾，不利于后續(xù)對(duì)信號(hào)的分析處理。2.3.1 基線漂移基線漂移是由人體呼吸運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的，屬于低頻噪聲，其頻率主要分布在0.05 Hz2 Hz之間，接近心電信號(hào)的ST段和Q波段頻率分量8。基線漂移會(huì)使信號(hào)上下波動(dòng)，使信號(hào)出現(xiàn)嚴(yán)重失真，對(duì)于之后的R波定位閾值的選取將會(huì)產(chǎn)生很大的干擾。由于心電信號(hào)與脈搏波信號(hào)僅有小部分頻段與基線漂移重疊，故比較容易消除該噪聲帶來(lái)的干擾。2.3.2 肌電干擾肌電干擾主要是由人體活動(dòng)、肌肉收縮等各種電現(xiàn)象混雜在一起產(chǎn)生的干擾，其頻率分布在5 Hz2000 Hz之間，屬于高頻噪聲9。由于肌電干擾與信號(hào)的頻譜重疊，故很難完全消除

24、該噪聲對(duì)信號(hào)的影響，但由于其頻率分布很廣，每個(gè)頻率分量的幅值較小，對(duì)信號(hào)的定位影響很小。2.3.3 工頻干擾工頻干擾指的是市內(nèi)電壓以電磁波輻射的形式對(duì)電子設(shè)備造成的干擾10，通常情況下國(guó)內(nèi)頻率為50Hz，國(guó)外頻率為60 Hz，時(shí)域上表現(xiàn)為連續(xù)規(guī)律的正弦波，頻域上表現(xiàn)為在50Hz或60Hz處有個(gè)明顯的峰值，由于工頻噪聲的頻率固定，與信號(hào)的主要頻段沒(méi)有重疊，很容易濾除該噪聲。2.4 脈搏波波速法基于ECG與PPG測(cè)量血壓的方法即脈搏波波速法，是根據(jù)人體血壓與脈搏波傳播時(shí)間呈線性相關(guān)的特點(diǎn)提出的一種方法，研究發(fā)現(xiàn)，距離一定的條件下，收縮壓與脈搏波傳播時(shí)間呈線性相關(guān)，舒張壓與脈搏波傳播時(shí)間也存在一定的

25、線性關(guān)系，但相關(guān)性較小11。利用脈搏波傳播時(shí)間和血壓的生理與物理關(guān)系為基礎(chǔ)可以推導(dǎo)出脈搏波傳播時(shí)間與血壓的線性方程： BP=a+bPTT （2.1）該方法的核心問(wèn)題就是要求出方程中的待定系數(shù)a與b。研究發(fā)現(xiàn)年齡、性別與心血管疾病等因素決定著動(dòng)脈硬化的程度，而動(dòng)脈硬化程度與脈搏波傳播時(shí)間存在著明顯的相關(guān)性12。個(gè)體的差異將會(huì)導(dǎo)致線性方程的a和b參數(shù)的值不同，故針對(duì)不同個(gè)體，利用該方法測(cè)量血壓時(shí)，需要求出相應(yīng)個(gè)體的待定系數(shù)a和b從而建立適用于該個(gè)體的血壓模型。算法主要分為三個(gè)部分，分別為去噪、定位和線性回歸。本文選擇小波變換與軟閾值相結(jié)合的方法，可以去除大部分噪聲，信號(hào)失真度小，信噪比足夠高。定位

26、分為兩部分，R波定位和脈搏波定位，其中脈搏波定位有兩個(gè)可選擇的方案，分別為以脈搏波波峰處和以脈搏波上升支斜率最大值處為脈搏波傳播時(shí)間終點(diǎn)，通過(guò)實(shí)驗(yàn)對(duì)比，以脈搏波波峰處為脈搏波傳播時(shí)間終點(diǎn)的誤差要比以脈搏波上升支斜率最大值處為脈搏波傳播時(shí)間終點(diǎn)的誤差要小，曲線擬合效果也較好；R波定位的難點(diǎn)在于T波干擾和基線漂移，由于采用的定位方法為閾值法，故在定位之前需要對(duì)信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理，消除基線漂移對(duì)定位造成的干擾，可用RR間隔以及斜率去除T波干擾帶來(lái)的影響。脈搏波波速法測(cè)血壓不僅可以擺脫袖帶的束縛，提高設(shè)備的便攜性，還可以實(shí)現(xiàn)長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)血壓變化的目標(biāo)，因此，該方法的研究具有十分重要的意義。第三章 去噪3.1

27、去噪算法脈搏波信號(hào)和心電信號(hào)都是十分微弱的信號(hào)，容易受到很多噪聲的干擾，這些干擾會(huì)影響信號(hào)的質(zhì)量，降低定位的精度，給后續(xù)的血壓測(cè)量帶來(lái)較大的誤差，因此需要去除這些噪聲的干擾，從而提高定位的精度。小波分析方法是一種窗口大?。创翱诿娣e）固定但形狀可改變，時(shí)間窗和頻率窗都可改變的時(shí)頻局域化的分析方法，可使信號(hào)中的有用信息和噪聲呈現(xiàn)出不同的特征13,故本文采用小波變換與閾值相結(jié)合的方法去除基線漂移、肌電干擾和工頻干擾等噪聲。小波變換可以同時(shí)獲得信號(hào)時(shí)域與頻域的信息，通過(guò)小波變換可以提取出信號(hào)的低頻概貌與高頻細(xì)節(jié)，通過(guò)閾值函數(shù)對(duì)小波系數(shù)經(jīng)行閾值量化處理，由處理后的小波系數(shù)重構(gòu)即可得到去噪之后的信號(hào)。小

28、波變換需要手動(dòng)選擇小波基函數(shù)以及分解層數(shù)，由于Daubechies小波（一般簡(jiǎn)寫(xiě)為dbN，N為小波的階數(shù)）具有較好的正則性與緊支撐性，且與信號(hào)最為相似，故本文最終采用db7作為脈搏波信號(hào)小波變換的基函數(shù),心電信號(hào)采用db4為小波變換的基函數(shù),分解層數(shù)為八層。小波變換后，基線漂移主要存在于大尺度的小波系數(shù)上，故可直接將該部分小波系數(shù)置零14；根據(jù)Donoho理論，幅值較大數(shù)目較少的小波系數(shù)是由信號(hào)產(chǎn)生的，其他的小波系數(shù)則是由噪聲產(chǎn)生的，而肌電干擾和工頻干擾等高頻噪聲的能量主要存在于小尺度的小波系數(shù)上，故可以利用閾值函數(shù)對(duì)小尺度的小波系數(shù)進(jìn)行閾值量化處理，從而消除高頻噪聲對(duì)信號(hào)的影響。故本文的去噪

29、方案為將含有基線漂移的小波分量置零去除低頻噪聲，將含有高頻噪聲（包括肌電干擾、工頻干擾等等）的小波分量經(jīng)過(guò)閾值處理去除高頻噪聲。常用的閾值函數(shù)有軟閾值函數(shù)與硬閾值函數(shù)15，其中軟閾值函數(shù)由公式（3.1）給出： j,k'= sgnj,k（ |j,k|） ， |j,k| 0 ， |j,k|< （3.1）硬閾值函數(shù)由公式（3.2）給出： j,k'= j,k ， |j,k| 0 ， |j,k|< （3.2）軟閾值函數(shù)處理后的小波系數(shù)連續(xù)性好，信號(hào)失真率較低，但是去噪后的信號(hào)與原始信號(hào)會(huì)存在一個(gè)固定的差值；硬閾值函數(shù)處理后的小波系數(shù)可以很好地保留局部特征，但由于其“一刀切”的

30、特性會(huì)導(dǎo)致小波系數(shù)的連續(xù)性較差，并且會(huì)在恢復(fù)后的信號(hào)中產(chǎn)生一些人為的噪聲，兩種閾值函數(shù)各有優(yōu)缺點(diǎn)，可以根據(jù)信號(hào)的波形特征以及去噪效果的對(duì)比確定去噪方案。通過(guò)對(duì)比發(fā)現(xiàn)選擇小波變換與軟閾值相結(jié)合的方法去除脈搏波信號(hào)中噪聲的干擾得到的去噪結(jié)果較為優(yōu)秀，去噪對(duì)比結(jié)果如表3.1所示，反映信號(hào)受噪聲干擾的程度的指標(biāo)為信噪比SNR，值越大表示信號(hào)受噪聲干擾越小，如公式（3.3）所示： SNR=10log101nx(i)21nyixi2 （3.3）反映去噪后的信號(hào)與原始信號(hào)的逼近程度的指標(biāo)為均方根誤差RMSE，值越小表示去噪后的信號(hào)與原始信號(hào)逼近程度越高，失真度越小16，如公式（3.4）所示： RMSE=1n

31、yix(i)2n （3.4）其中，x(i)為原始信號(hào)，y(i)為去噪后的信號(hào)，z(i)為含噪信號(hào)，n為信號(hào)長(zhǎng)度。表3.1列出了分別采用軟閾值函數(shù)與硬閾值函數(shù)去除脈搏波信號(hào)中高頻噪聲的處理結(jié)果，選擇數(shù)據(jù)庫(kù)中較為干凈的10組脈搏波信號(hào)作為原始信號(hào)，通過(guò)加入高斯白噪聲構(gòu)造出含噪信號(hào)，由去噪結(jié)果可知采用軟閾值函數(shù)去除脈搏波信號(hào)中高頻噪聲的信噪比比采用硬閾值去除脈搏波信號(hào)中高頻噪聲的信噪比高，均方根誤差也相對(duì)較小。表3. 1脈搏波信號(hào)去噪效果對(duì)比表3.2列出了分別采用軟閾值函數(shù)與硬閾值函數(shù)去除心電信號(hào)中高頻噪聲的處理結(jié)果，選擇數(shù)據(jù)庫(kù)中較為干凈的10組心電信號(hào)作為原始信號(hào)，通過(guò)加入高斯白噪聲構(gòu)造出含噪信號(hào)

32、，由去噪結(jié)果可知，采用硬閾值函數(shù)去除心電信號(hào)中高頻噪聲的信噪比比采用軟閾值函數(shù)去除心電信號(hào)中高頻噪聲的信噪比高，均方根誤差也相對(duì)較小，因此選擇小波變換與硬閾值相結(jié)合的方法去除心電信號(hào)中噪聲的干擾。 表3. 2心電信號(hào)去噪效果對(duì)比故去噪最終方案的具體步驟為：（1）首先對(duì)信號(hào)作八層小波變換可得到八層高頻分量和一層低頻分量，其中脈搏波信號(hào)選擇db7作為小波基函數(shù)，心電信號(hào)選擇db4作為小波基函數(shù)。（2）將脈搏波信號(hào)中含有基線漂移的第七層第八層高頻分量以及第八層低頻分量置零，將心電信號(hào)中含有基線漂移的第六層第八層高頻分量以及第八層低頻分量置零，去除信號(hào)中的基線漂移。（3）將脈搏波信號(hào)中含有高頻噪聲的第

33、一層第三層高頻分量經(jīng)過(guò)軟閾值量化處理，將心電信號(hào)中含有高頻噪聲的第一第二層高頻分量經(jīng)過(guò)硬閾值處理，去除信號(hào)中的高頻噪聲。（4）將處理后的小波分量重構(gòu)即可得到去除低頻噪聲與高頻噪聲的信號(hào)。3.2 去噪結(jié)果來(lái)源于Challenge 2010 Training Set A a08這一組數(shù)據(jù)的脈搏波原始信號(hào)如圖3.1所示。圖3. 1脈搏波原始信號(hào)以db7為小波基函數(shù)對(duì)脈搏波原始信號(hào)作八層小波變換后的結(jié)果如圖3.2所示，其中a8為第八層低頻分量，d1d8為八層高頻分量，脈搏波原始信號(hào)等于高頻分量與低頻分量的和。圖3. 2脈搏波信號(hào)作八層小波變換將脈搏波信號(hào)中含有基線漂移的第七層第八層高頻分量以及第八層低

34、頻分量置零，去除信號(hào)中的基線漂移，去噪前后的頻譜如圖3.3、圖3.4所示。圖3. 3脈搏波原始信號(hào)的頻率分布圖3. 4去除基線漂移后的脈搏波信號(hào)的頻率分布脈搏波信號(hào)進(jìn)行八層小波變換后的第一層第三層高頻分量如圖3.5所示，由圖可知這三層分量里含有較多的高頻噪聲。圖3. 5脈搏波信號(hào)小波變換后第一層第三層高頻分量將脈搏波信號(hào)進(jìn)行八層小波變換后的第一層第三層高頻分量進(jìn)行閾值量化處理后的結(jié)果如圖3.6所示。圖3. 6軟閾值量化處理后的第一層第三層高頻分量將脈搏波信號(hào)中含有高頻噪聲的第一層第三層高頻分量經(jīng)過(guò)軟閾值量化處理，去除信號(hào)中的高頻噪聲，將處理后的小波分量重構(gòu)，即可得到去除高頻噪聲的脈搏波信號(hào)，去

35、除高頻噪聲前后的脈搏波的頻譜如圖3.7、圖3.8所示。圖3. 7脈搏波信號(hào)去除高頻噪聲之前的頻率分布圖3. 8脈搏波信號(hào)去除高頻噪聲之后的頻率分布去噪后的脈搏波信號(hào)如圖3.9所示，由圖可知已基本消除基線偏移與高頻噪聲的影響。圖3. 9去噪之后的脈搏波信號(hào)原始心電信號(hào)如圖3.10所示圖3. 10原始心電信號(hào)以db4為小波基函數(shù)對(duì)原始心電信號(hào)作八層小波變換后的結(jié)果如圖3.11所示，其中a8為第八層低頻分量，d1d8為八層高頻分量，原始心電信號(hào)等于高頻分量與低頻分量的和。圖3. 11心電信號(hào)作八層小波變換將心電信號(hào)中含有基線漂移的第六層第八層高頻分量以及第八層低頻分量置零，去除信號(hào)中的基線漂移，圖3

36、.12為去噪前的頻譜，圖3.13為去噪后的頻譜。圖3. 12原始心電信號(hào)的頻率分布圖3. 13去除基線漂移后心電信號(hào)的頻率分布心電信號(hào)八層小波變換后的第一層第二層高頻分量如圖3.14所示，由圖可知這兩層高頻分量里含有較多的高頻噪聲。圖3. 14心電信號(hào)小波變換后第一層第二層高頻分量將心電信號(hào)進(jìn)行八層小波變換后的第一層第二層高頻分量進(jìn)行閾值量化處理后的結(jié)果如圖3.15所示。圖3. 15硬閾值量化處理后的第一層第二層高頻分量將心電信號(hào)中含有高頻噪聲的第一層第二層高頻分量經(jīng)過(guò)硬閾值量化處理，去除信號(hào)中的高頻噪聲，將處理后的小波分量重構(gòu)，即可得到去除高頻噪聲的心電信號(hào)，去除高頻噪聲前后的心電的頻譜如圖

37、3.16、圖3.17所示。圖3. 16原始心電信號(hào)的頻率分布圖3. 17去除基線漂移后的心電信號(hào)的頻率分布去除基線漂移與高頻噪聲后的心電信號(hào)如圖3.18所示，由圖可知已基本消除基線漂移與高頻噪聲的影響。圖3. 18去噪之后的心電信號(hào)第四章 血壓算法4.1 定位本節(jié)主要內(nèi)容包括脈搏波傳播時(shí)間的起點(diǎn)定位與終點(diǎn)定位，因?yàn)樾碾娦盘?hào)采集原理上為光速，傳播時(shí)間可忽略，而脈搏波傳播到指尖則需要一定的時(shí)間，故可選擇心電信號(hào)的R波波峰作為脈搏波傳播時(shí)間的起點(diǎn)，選擇脈搏波波峰或上升支最大斜率處作為脈搏波傳播時(shí)間的終點(diǎn)。4.1.1脈搏波傳播時(shí)間的起點(diǎn)定位Pan-Tompkin算法基于心電信號(hào)的斜率、幅值和RR間隔三

38、個(gè)參數(shù)，可實(shí)現(xiàn)QRS波群的準(zhǔn)確定位17，是一種典型的QRS波群定位算法，故本文以Pan-Tompkin算法原理為基礎(chǔ)，實(shí)現(xiàn)R波定位。算法在實(shí)現(xiàn)定位之前需要對(duì)信號(hào)做一個(gè)預(yù)處理，預(yù)處理的過(guò)程包括去噪、差分、平方以及滑動(dòng)窗口積分，其流程如圖4.1所示，由于去噪部分已在3.1節(jié)去噪部分講過(guò)，故不再贅述。差分可以獲得心電信號(hào)斜率的信息；平方可以擴(kuò)大斜率差距以突出R波，利用T波變化較為緩慢的特點(diǎn)消除由T波高聳引起的誤報(bào)；滑動(dòng)窗口積分可以獲得QRS波群的斜率和寬度等信息。圖4. 1心電信號(hào)預(yù)處理流程心電信號(hào)預(yù)處理過(guò)程的結(jié)果如圖4.24.5所示。圖4. 2經(jīng)過(guò)去噪處理后的心電信號(hào)圖4. 3經(jīng)過(guò)五點(diǎn)差分后的心電

39、信號(hào)圖4. 4五點(diǎn)差分后再平方的心電信號(hào)圖4. 5經(jīng)過(guò)滑動(dòng)窗口積分后的心電信號(hào)算法定位分為三個(gè)階段，分別為學(xué)習(xí)階段一、學(xué)習(xí)階段二和檢測(cè)階段。學(xué)習(xí)階段一需要大約兩秒的時(shí)間，根據(jù)在學(xué)習(xí)過(guò)程中檢測(cè)到的信號(hào)和噪聲峰值來(lái)初始化信號(hào)閾值與噪聲閾值；學(xué)習(xí)階段二需要兩個(gè)心拍來(lái)初始化RR間隔閾值；檢測(cè)階段進(jìn)行峰值判斷，通過(guò)自適應(yīng)閾值以適應(yīng)信號(hào)的變化，從而增加R波定位的準(zhǔn)確度。算法采用兩組閾值來(lái)定位R波波峰，兩組閾值分別用于預(yù)處理后的信號(hào)和原始信號(hào)的R波定位，通過(guò)對(duì)比兩路信號(hào)的定位結(jié)果，可以提高定位的可靠性與準(zhǔn)確度，下面以預(yù)處理后的信號(hào)為例介紹算法的主要流程。學(xué)習(xí)階段一：需要初始化信號(hào)閾值與噪聲閾值，其中信號(hào)閾值

40、包括第一閾值與第二閾值，第二閾值為第一閾值的一半。信號(hào)的初次檢測(cè)使用第一閾值，若在一定的時(shí)間間隔內(nèi)未檢測(cè)到R波波峰，則使用第二閾值，采用搜索返回算法重新檢測(cè)R波波峰。第一閾值與第二閾值由以下公式計(jì)算得出：SPKI = 0.125PEAKI+0.875SPKI (當(dāng)PEAKI為信號(hào)峰值時(shí)） （4.1）NPKI = 0.125PEAKI+0.875NPKI (當(dāng)PEAKI為噪聲峰值時(shí)) （4.2）THRESHOLD I1 = NPKI+0.25(SPKINPKI) （4.3）THRESHOLD I2 = 0.5THRESHOLD I1 （4.4）當(dāng)使用第二閾值找到R波時(shí)，下一個(gè)信號(hào)峰值由公式（4.

41、5）確定：SPKI = 0.25PEAKI+0.75SPKI （4.5）當(dāng)遇到不規(guī)則的心拍時(shí)，通過(guò)將第一個(gè)閾值減半以此提高檢測(cè)的靈敏度，避免缺失心拍。THRESHOLD I1 0.5THRESHOLD I1 （4.6） 其中，PEAKI是檢測(cè)到的峰值，SPKI是實(shí)時(shí)更新的信號(hào)峰值，NPKI是實(shí)時(shí)更新的噪聲峰值，THRESHOLD I1是第一閾值，THRESHOLD I2是第二閾值。信號(hào)峰值SPKI是已經(jīng)判斷為R波的峰值，噪聲峰值NPKI是已經(jīng)判斷為不是R波的峰值（如T波峰值），第一次檢測(cè)時(shí)，信號(hào)峰值SPKI取兩秒內(nèi)最大峰值的1/4倍，噪聲峰值NPKI取兩秒內(nèi)峰值平均值的1/2倍，之后的變量則是

42、由前一個(gè)變量計(jì)算得出的。當(dāng)檢測(cè)到峰值時(shí)，首先將其判斷為信號(hào)峰值或噪聲峰值。判斷為信號(hào)峰值的條件為滿足峰值大于第一閾值或者在搜素返回算法時(shí)滿足峰值大于第二閾值。學(xué)習(xí)階段二：需要得到兩個(gè)獨(dú)立的RR間隔的平均值。第一個(gè)RR間隔平均值是判定為正常心拍的連續(xù)8個(gè)RR間隔的平均值，第二個(gè)RR間隔平均值是最近8個(gè)心拍的RR間隔的平均值，大小在正常RR間隔平均值的92%116%之間波動(dòng)。第二個(gè)RR間隔平均值適用于緩慢變化的心拍，第一個(gè)RR間隔則可用于心率發(fā)生突變的時(shí)刻，通過(guò)這兩個(gè)間隔的交替使用，當(dāng)從一個(gè)人的ECG切換到另一個(gè)時(shí)，可以快速適應(yīng)變化，而不需要特殊的學(xué)習(xí)階段。檢測(cè)階段：在使用信號(hào)閾值進(jìn)行峰值定位時(shí)，

43、每組信號(hào)在定位時(shí)使用雙閾值進(jìn)行定位，其檢測(cè)流程如圖4.6所示。圖4. 6 R波定位算法流程圖首先利用MATLAB自帶的findpeaks函數(shù)以200ms為間隔找出心電信號(hào)的所有峰值點(diǎn)，因?yàn)樯砩闲枰却?00ms的不應(yīng)期才能檢測(cè)到下一個(gè)R波波峰18，這個(gè)200ms的不應(yīng)期消除了在這個(gè)時(shí)間間隔內(nèi)錯(cuò)誤檢測(cè)的可能性，避免出現(xiàn)一個(gè)節(jié)拍內(nèi)的多次檢測(cè)。采用findpeaks函數(shù)尋找峰值時(shí)會(huì)出現(xiàn)很多噪聲峰值，如圖4.7所示，而以200ms為間隔尋找峰值則可去除這些多余的噪聲峰值點(diǎn)，如圖4.8所示，該組數(shù)據(jù)來(lái)源于Challenge 2010 Training Set A a82。圖4. 7利用findpeak

44、s函數(shù)找出R波波峰圖4. 8以200ms為間隔利用findpeaks函數(shù)找出R波波峰如果在檢測(cè)到R波之后的200ms到360ms之間的一段時(shí)間內(nèi)檢測(cè)到峰值，且該峰值滿足大于第一閾值這一條件，為了判斷這個(gè)峰值是否是有效的R波還是T波，利用T波變化較為緩慢的特點(diǎn)對(duì)斜率進(jìn)行判斷，若斜率大于上一個(gè)R波斜率的一半，則判斷為R波，反之則為T(mén)波，如圖4.9、圖4.10所示。圖4. 9含T波干擾的R波定位圖4. 10排除T波干擾若在大于360ms小于166%的RR時(shí)間間隔內(nèi)未檢測(cè)到R波波峰，則使用第二閾值，采用搜索返回算法重新檢測(cè)R波波峰，如圖4.11所示的Challenge 2010 Test Set B

45、b97這一組數(shù)據(jù)檢測(cè)時(shí)出現(xiàn)R波波峰低于第一閾值的情況，采用搜索返回算法即可找到R波波峰。若在大于166%的RR間隔內(nèi)沒(méi)有檢測(cè)到R波，則可認(rèn)為在該時(shí)間間隔內(nèi)發(fā)生了漏檢，此時(shí)會(huì)觸發(fā)搜索返回，選擇這段時(shí)間內(nèi)峰值最大處為R波波峰，并以第二閾值作為檢測(cè)下一個(gè)R波的閾值，通過(guò)這種方式，縮短了搜索返回的時(shí)間，提高了檢測(cè)的靈敏度。圖4. 11搜索返回算法每組長(zhǎng)達(dá)2500個(gè)采樣點(diǎn)的50組數(shù)據(jù)測(cè)試結(jié)果顯示R波定位的正確率為97.31%，錯(cuò)檢率為2.14%，漏檢率為0.55%。4.1.2脈搏波傳播時(shí)間的終點(diǎn)定位在定位脈搏波波峰時(shí)，為了保證主波波峰的準(zhǔn)確提取，需將非目標(biāo)點(diǎn)剔除,常采用的剔除方法是判斷兩峰值之間的時(shí)間差

46、，如果時(shí)間差太小，則這兩峰值之間必定有非目標(biāo)點(diǎn)，將幅值較小的點(diǎn)剔除，即可得到有效的局部峰值點(diǎn)19。利用MATLAB自帶的findpeaks函數(shù)以300ms為間隔找出Challenge 2010 Training Set A a16這一組數(shù)據(jù)中脈搏波的有效峰值點(diǎn)，結(jié)果如圖4.12所示。圖4. 12以300ms為間隔利用findpeaks函數(shù)找出脈搏波波峰為了提高檢測(cè)的準(zhǔn)確度，去除圖4.12出現(xiàn)的峰值異常點(diǎn)，本文通過(guò)設(shè)置自適應(yīng)閾值進(jìn)行有效峰值判斷。通過(guò)對(duì)所求峰值點(diǎn)進(jìn)行排序，求出峰值的中值，以中值的1/4倍作為初始閾值，判斷第一個(gè)峰值是否為有效峰值，若該峰值為有效峰值，則取該峰值的1/4倍作為下一個(gè)

47、閾值，經(jīng)過(guò)自適應(yīng)閾值判斷的結(jié)果如圖4.13所示，虛線為自適應(yīng)閾值，圓圈標(biāo)出的位置為脈搏波波峰的位置。圖4. 13利用自適應(yīng)閾值定位脈搏波波峰通過(guò)測(cè)試每組長(zhǎng)達(dá)2500個(gè)采樣點(diǎn)的50組數(shù)據(jù)，脈搏波波峰定位的正確率達(dá)到了98.29%，錯(cuò)檢率為0.63%，漏檢率為1.43%。在求出脈搏波波峰的基礎(chǔ)上，可以進(jìn)一步實(shí)現(xiàn)脈搏波上升支最大斜率點(diǎn)的定位，以找到的脈搏波波峰位置為起點(diǎn)，向前搜索50個(gè)采樣點(diǎn)（通過(guò)實(shí)驗(yàn)得出的結(jié)論）尋找脈搏波一階導(dǎo)數(shù)的峰值點(diǎn)，即可找出脈搏波上升支最大斜率點(diǎn)的位置，結(jié)果如圖4.14所示，虛線為自適應(yīng)閾值，圓圈標(biāo)出的位置為脈搏波波峰的位置，方塊標(biāo)出的位置為脈搏波上升支最大斜率點(diǎn)的位置。圖4

48、. 14定位脈搏波上升支最大斜率點(diǎn)4.2 血壓模型的建立為了求出公式（2.1）中的系數(shù)a和b，需要以心電信號(hào)R波波峰為起點(diǎn)，以脈搏波波峰或上升支最大斜率點(diǎn)為終點(diǎn)求出脈搏波傳播時(shí)間。4.2.1 PTT的計(jì)算在求出脈搏波傳播時(shí)間之前，將所求R波波峰與脈搏波波峰的位置一一對(duì)應(yīng)，通過(guò)計(jì)算兩者的時(shí)間差即可求出脈搏波傳播時(shí)間。以Challenge 2010 Training Set A a01這一組數(shù)據(jù)為例，圖4.15給出了以心電R波波峰到脈搏波波峰的時(shí)間差求出脈搏波傳播時(shí)間的結(jié)果，圖中標(biāo)號(hào)相同的為同一組，第三路信號(hào)為連續(xù)血壓波形，血壓波峰處為收縮壓SBP的值，波谷處為舒張壓DBP的值。圖4. 15分組編

49、號(hào)圖4.16為以心電R波波峰為起點(diǎn)，以脈搏波上升支最大斜率處為終點(diǎn)求出的10組對(duì)應(yīng)位置，標(biāo)號(hào)相同的為同一組。圖4. 16分組編號(hào)4.2.2 線性回歸以心電R波波峰為起點(diǎn)，以脈搏波波峰為終點(diǎn)作為脈搏波傳播時(shí)間求出的血壓模型如圖4.17、圖4.18所示，實(shí)驗(yàn)以Challenge 2010 Training Set A a01這一組數(shù)據(jù)長(zhǎng)為25000個(gè)點(diǎn)的數(shù)據(jù)作為訓(xùn)練集，共求出362組PTT與SBP、DBP的對(duì)應(yīng)關(guān)系，即圖中標(biāo)記為·的點(diǎn)，圖中的直線即為由最小二乘法得出的血壓與脈搏波傳播時(shí)間的線性方程，以數(shù)據(jù)長(zhǎng)度為5000個(gè)點(diǎn)的數(shù)據(jù)作為測(cè)試集，即圖中標(biāo)記為的點(diǎn)，圖4.17給出了收縮壓SBP與

50、脈搏波傳播時(shí)間PTT的線性方程建立的過(guò)程。圖4. 17 SBP與PTT的線性回歸收縮壓與脈搏波傳播時(shí)間的關(guān)系可表達(dá)為如公式（4.7）所示的方程：SBP = 113.47410.0191PTT （4.7）圖4.18給出了舒張壓DBP與脈搏波傳播時(shí)間PTT的線性方程建立的過(guò)程。圖4. 18 DBP與PTT的線性回歸舒張壓與脈搏波傳播時(shí)間的關(guān)系可表達(dá)為如公式（4.8）所示的方程：DBP = 71.77530.0155PTT （4.8）以心電R波波峰為起點(diǎn)，以脈搏波上升支斜率最大點(diǎn)為終點(diǎn)作為脈搏波傳播時(shí)間求出的血壓模型如圖4.19、圖4.20所示，實(shí)驗(yàn)以Challenge 2010 Training

51、Set A a01這一組長(zhǎng)為25000個(gè)點(diǎn)的數(shù)據(jù)作為訓(xùn)練集，共求出362組PTT與SBP、DBP的對(duì)應(yīng)關(guān)系，即圖中標(biāo)記為·的點(diǎn)，用最小二乘法得出血壓與脈搏波傳播時(shí)間的線性方程，即圖中的直線，然后以數(shù)據(jù)長(zhǎng)度為5000個(gè)點(diǎn)的數(shù)據(jù)作為測(cè)試集，即圖中標(biāo)記為的點(diǎn)，圖4.19給出了收縮壓SBP與脈搏波傳播時(shí)間PTT的線性方程建立的過(guò)程。圖4. 19 SBP與PTT的線性回歸收縮壓與脈搏波傳播時(shí)間的關(guān)系可表達(dá)為如公式（4.9）所示的方程：SBP = 110.80320.0167PTT （4.9）圖4.20給出了舒張壓DBP與脈搏波傳播時(shí)間PTT的線性方程建立的過(guò)程。圖4. 20 DBP與PTT的線

52、性回歸舒張壓與脈搏波傳播時(shí)間的關(guān)系可表達(dá)為如公式（4.10）所示的方程：DBP = 70.40090.0151PTT （4.10）表4.1給出了采用兩種方案得到的兩組血壓測(cè)量誤差的數(shù)據(jù)，其中方案一中的PTT1指的是以心電R波波峰為起點(diǎn)、以脈搏波波峰為終點(diǎn)測(cè)得的脈搏波傳播時(shí)間，方案二中的PTT2指的是以心電R波波峰為起點(diǎn)、以脈搏波上升支最大斜率點(diǎn)為終點(diǎn)測(cè)得的脈搏波傳播時(shí)間。表4. 1兩種血壓模型測(cè)量血壓的誤差對(duì)比通過(guò)對(duì)比發(fā)現(xiàn)，方案一求出的血壓模型的測(cè)量誤差比方案二求出的血壓模型的測(cè)量誤差均值小，但a59這一組數(shù)據(jù)測(cè)得標(biāo)準(zhǔn)差要比方案二大，綜合以上指標(biāo)，以心電R波波峰為起點(diǎn)、以脈搏波波峰為終點(diǎn)作為脈

53、搏波傳播時(shí)間求出的血壓模型較為準(zhǔn)確，且該方案測(cè)得的血壓誤差均值5mmHg，標(biāo)準(zhǔn)差8mmHg,滿足AAMI的要求,故本次設(shè)計(jì)選擇的最終方案為以心電R波波峰為起點(diǎn)，以脈搏波波峰為終點(diǎn)作為脈搏波傳播時(shí)間建立血壓模型。第五章 總結(jié)與展望5.1 總結(jié)本文基于血壓與脈搏波傳播時(shí)間之間存在的線性關(guān)系為基礎(chǔ)，通過(guò)測(cè)量脈搏波傳播時(shí)間建立血壓模型從而實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)測(cè)量。在去噪階段，利用小波變換與閾值相結(jié)合的方法去除脈搏波信號(hào)與心電信號(hào)中含有的基線漂移與高頻噪聲，其中肌電干擾與工頻干擾為脈搏波信號(hào)與心電信號(hào)中最常見(jiàn)的高頻噪聲類(lèi)型；在定位階段，基于Pan-Tompkin算法的原理實(shí)現(xiàn)了R波波峰的準(zhǔn)確定位，采用自適應(yīng)閾

54、值的方法實(shí)現(xiàn)了脈搏波波峰與上升支最大斜率點(diǎn)的定位；在建立血壓模型時(shí)，以求出的脈搏波傳播時(shí)間與收縮壓、舒張壓為基礎(chǔ)構(gòu)造足夠大的樣本量建立個(gè)人血壓模型，從而實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)測(cè)量。5.2 展望基于ECG與PPG的血壓測(cè)量方法可實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)測(cè)量，具有非常重要的研究意義，由于時(shí)間的關(guān)系導(dǎo)致本課題仍存在一些問(wèn)題有待解決：（1）小波基函數(shù)的選擇：去噪時(shí)，由于小波基函數(shù)的選擇沒(méi)有明確的標(biāo)準(zhǔn)，僅憑先驗(yàn)知識(shí)和主觀判斷基函數(shù)與信號(hào)的相似度確定去噪方案。（2）脈搏波傳播時(shí)間：心電信號(hào)R波波峰是心臟電活動(dòng)與心室射血的起點(diǎn)，與脈搏波起點(diǎn)之間相差一個(gè)預(yù)射血期(The Preejection Period, PEP),故以心電R波波峰為起點(diǎn)，以脈搏波波峰為終點(diǎn)求出的脈搏波傳播時(shí)間具有一定的偏差，其中預(yù)射血期占脈搏波轉(zhuǎn)播時(shí)間的比例為12%35%20。（3） 血壓模型：影響血壓的參數(shù)不止包括脈搏波傳播時(shí)間，還包括動(dòng)脈血管的厚度、人體脂肪含量、身高與體重等多種參數(shù)，由于本次課題實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)來(lái)源于數(shù)據(jù)庫(kù)，無(wú)法獲得除脈搏波傳播時(shí)間之外的參數(shù)，故無(wú)法建立適用于所有人群的血壓模型。參考文獻(xiàn)1 向海燕. 無(wú)創(chuàng)傷人體逐拍動(dòng)脈血壓測(cè)量技術(shù)D.第四軍醫(yī)大學(xué),2005.2 于雙. 基于PTT無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量影響因素的研究D. 天津工業(yè)大學(xué), 2017.3 于瀟. 基于脈搏波速度的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量系統(tǒng)研究D. 吉林大學(xué), 20