一种基于检测脉搏生物电信息的非接触眼压测量方法与流程

本发明一种基于检测脉搏生物电信息的非接触眼压测量方法，属于非接触眼压测量技术领域。

背景技术：

眼压是诊断眼病和心血管疾病的重要参数，传统接触式眼压测量容易引起交叉感染和角膜意外损伤等问题，近年来非接触式眼压测量已经成为该领域研究的热点；目前使用日本佳能公司研制的tx-20眼压计，芬兰爱科公司研制的icarehome手持式回弹眼压计，以及国内研制的索维sw-500眼压计进行测量，这些设备在测量时虽不需要眼部麻醉，也不需要接触眼球，但在测量时需要将眼压计放到眼部位置，通过手动控制方式进行测量，不能连续测量，且测量误差都在3mmhg以上，其测量方式及测量精度都有待改进。

技术实现要素：

本发明为了克服现有技术中存在的不足，所要解决的技术问题为：提供一种基于检测脉搏生物电信息的非接触眼压测量方法的改进。

为了解决上述技术问题，本发明采用的技术方案为：一种基于检测脉搏生物电信息的非接触眼压测量方法，包括如下步骤：

步骤一：使用眼压测量系统中的脉搏传感器、心音传感器、心电传感器对采集到的脉搏、心音、心电信号进行放大、滤波、模数转换，再由蓝牙传输至上位机显示波形；

步骤二：利用上位机中内置的脉搏信息数据处理算法程序计算得出相应的脉搏信息和眼压信息，使用眼压测量系统对脉搏信息进行测量采集；

测量采集的脉搏信息包括脉搏波传输时间ptt、每搏输出量z、主波波峰高度h、降中峡高度h1、重搏波高度h2、降中峡相对高度h1/h、重搏波相对高度h2/h、脉搏波波形特征量k、脉率r、收缩期波形面积k1、舒张期波形面积k2、收缩舒张期特征比例k1/k2，上述信息参数根据脉搏波形的特征点和各个参数计算获得；

所述脉搏波传输时间ptt包括pttecg和pttpcg，所述pttecg是心电信号(ecg)l波的峰值点到相应周期脉搏特征点的时间，所述pttpcg是心音信号(pcg)s1的峰值点到相应周期脉搏特征点的时间，所述脉搏特征点的选取方法包括主波上升沿斜率最大的点p1，主波中值点p2和主波波峰最大值点p3，其中主波中值点p2作为脉搏波特征点计算得到的脉搏波传输时间ptt标准差最小，结果最稳定；

所述每搏输出量z表示心脏每次搏动的射血量，通过影响收缩压进而影响眼压，每搏输出量z的计算公式为：

z＝h*[t1/(t-t1)+1]；

式中h为脉搏主波波峰高度，单位为mmhg，t1为收缩期时间，t为脉搏周期，单位为秒；

所述脉搏波形特征量k表示动脉血管的弹性、外周阻力和血液的粘稠度，脉搏波形特征量k的计算公式为：

k＝(pm-pd)/(ps-pd)；

式中ps和pd分别为收缩压和舒张压，单位为mmhg，pm为平均动脉压；

所述平均动脉压pm的计算公式为：

式中p(t)表示脉搏关于t的函数；

所述收缩期波形面积k1的计算公式为：

k1＝(pm1-pd)/(ps-pd)；

式中pm1为收缩期平均动脉压；

所述收缩期平均动脉压pm1的计算公式为：

式中t1为收缩期时间，单位为秒；

所述舒张期波形面积k2的计算公式为：

k2＝(pm2-pd)/(ps-pd)；

式中pm2为舒张期平均动脉压；

所述舒张期平均动脉压pm2的计算公式为：

式中t2为舒张期时间，单位为秒；

所述特征比例k1/k2的计算公式为：

k1/k2＝(pm1-pd)/(pm2-pd)；

所述脉率r用于衡量人体外围状况对眼压的影响，脉率小时眼压低，脉率大时眼压高，脉率r的计算公式为：

r＝1/t；

式中t为脉搏周期；

步骤三：建立多脉博信息眼压模型；

使用压平式眼压计和眼压测量系统分别测量多名测试者一天内不同时段站立和平躺的实际眼压iopt和脉搏信息，实际眼压iopt由压平式眼压计测量，结合眼压测量系统测得的脉搏信息进行眼压数据的建模；

脉搏传输时间以心音信号为参考计算，利用眼压测量系统测得多脉搏波信息，用眼压计测量相同时刻下的实际眼压iopt，对多脉搏波信息和iopt值进行多元回归分析，得到多脉搏信息眼压模型。

在所述步骤三建立多脉搏信息眼压模型的过程中，在测得的众多脉搏信息中通过皮尔森相关系数计算脉搏信息与眼压的相关性，提取出与眼压相关性强的脉搏信息；

所述皮尔森相关系数r的计算公式为：

式中

式中r表示x和y之间的相关系数，取值范围为[-1,1]，对相关系数取绝对值，越接近1相关性越好；

定义取值范围0.4≤|r|<0.7为显著相关，0.7≤|r|<1为高度相关；

定义每名测试者的眼压iopt为y；

定义每名测试者的脉搏波传导时间pttpcg、每搏输出量z、降中峡相对高度(h/h)、重搏波相对高度(g/h)、脉搏波波形特征量k、脉率r、收缩期波形面积k1、舒张期波形面积k2、特征比例k1/k2为x；

将上述值带入皮尔森相关系数r的计算公式，得到iopt值和各脉搏波信息的相关系数，根据计算结果确定与iop具有强相关性的脉搏波信息是脉搏波传输时间pttpcg、每搏输出量z、脉搏波波形特征量k和脉率r，其中k和r无量纲；

然后根据多脉博电信息与眼压的相关特性，建立多脉博信息的眼压模型，多元线性回归模型选取由皮尔森相关系数计算的相关性较强的脉搏信息与眼压作为自变量和因变量，计算公式为：

y＝a+b1x1+b2x2+…+bkxk；

式中y是因变量，x1，x2，…xk为自变量，a为常数项，b1，b2…bk为回归方程系数；以y表示iopt，x1，x2，…xk表示多脉搏波信息，将每组iopt值和脉搏信息分别带入上述公式，计算a，b1，b3…bk，最终得到基于多脉搏信息的眼压模型。

所述眼压测量系统中使用的脉搏传感器型号为hk2000b、心音传感器型号为hky-06c、心电传感器型号为hkd-10l。

本发明相对于现有技术具备的有益效果为：本发明提供一种改进后眼压非接触测量方法，采用脉搏生物电信息的眼压测量系统，通过建立多脉搏信息眼压模型，计算眼压的平均误差可以达到1.3mmhg，相较现有检测仪器及检测方法的准确性更高，符合医用测量标准；将方法中得到的检测模型应用于系统，可以实现眼压的非接触测量，准确性高，操作简单，可重复性好，并能够连续测量眼压数据。

附图说明

下面结合附图对本发明做进一步说明：

图1为本发明采用眼压测量系统测得的人体脉搏波形图；

图2为本发明脉搏波传输时间ptt的计算原理图；

图3为本发明眼压测量系统的结构示意图。

具体实施方式

本发明利用脉搏生物电信息可间接检测人体生理指标，并且能将其应用于智能化医疗设备的特点，建立基于脉搏信息的眼压模型，提供一种借助脉搏信息间接测量眼压的方法；本发明在测量过程中由于脉搏信息众多，采用的计算方法不同，所建立的眼压模型不同，给眼压的准确测量带来困难，因此首先建立合适的脉搏信息眼压模型对设计精确的眼压测量系统具有重要意义。

本发明采用相应的眼压测量系统进行测量，取得不同年龄段人在不同时刻的脉搏传输时间(ptt)、每搏输出量、脉搏特征值和脉率等脉搏信息的相应数据，对数据进行拟合处理，得到了一种多脉搏信息眼压模型并应用于系统，为眼压非接触测量提供了一个新的可靠方法。

本发明首先对脉搏信息进行测量采集，脉搏信息括脉搏波传输时间ptt、每搏输出量z、降中峡相对高度(h1/h)、重搏波相对高度(h2/h)、脉搏波波形特征量k、脉率r、收缩期波形面积k1、舒张期波形面积k2、特征比例k1/k2，需要根据脉搏波形的特征点和各个参数计算获得。利用自行研制的眼压测量系统测得的人体脉搏波形如图1所示，图中b为脉搏波的起点；c为主波波峰；d为重搏前波波峰；e是左心室舒张期起点；f为重搏波起点；g是重搏波最高压力点；h、h1、h2分别为主波波峰高度、降中峡高度、重搏波高度，这些量在上位机里可直接参与计算。

各个脉搏信息的计算方法：

脉搏传输时间ptt包括pttecg和pttpcg两种。pttecg是心电信号(ecg)l波的峰值点到相应周期脉搏特征点的时间。pttpcg是心音信号(pcg)s1的峰值点到相应周期脉搏特征点的时间。脉搏特征点的选取方法包括主波上升沿斜率最大的点p1，主波中值点p2和主波波峰最大值点p3。大量研究结果表明以中值点p2作为脉搏波特征点计算的到的脉搏波传输时间ptt标准差最小，结果最稳定，其计算原理图如图2所示。

每搏输出量z表示心脏每次搏动的射血量，通过影响收缩压进而影响眼压。计算公式为：

z＝h*[t1/(t-t1)+1](2)

式中h是脉搏主波波峰高度，单位为mmhg。t1为收缩期时间，t为脉搏周期，单位为秒。

脉搏波形特征量k表示动脉血管的弹性、外周阻力和血液的粘稠度，与眼压的高低有密切关系。k值的计算公式为：

k＝(pm-pd)/(ps-pd)(3)

其中平均动脉压计算公式为：

公式(3)中ps和pd分别为收缩压和舒张压，单位为mmhg，可直接由脉搏波形纵坐标读出。

公式(4)中p(t)表示脉搏关于t的函数。

收缩期波形面积k1，舒张期波形面积k2和特征比例k1/k2的计算公式如下所示，

k1＝(pm1-pd)/(ps-pd)(5)

其中收缩期平均动脉压：

公式(6)中t1为收缩期时间，单位为秒。

k2＝(pm2-pd)/(ps-pd)(7)

舒张期平均动脉压

公式(8)中t2为舒张期时间，单位为秒。

k1/k2＝(pm1-pd)/(pm2-pd)(9)

脉率可以衡量人体外围状况对眼压的影响，脉率小时眼压低，脉率大时眼压高，其计算公式为：

r＝1/t(10)

本发明使用的眼压测量系统由hk2000b脉搏传感器、hky-06c心音传感器、hkd-10l心电传感器、硬件电路和上位机软件构成。

硬件电路包括放大滤波电路、a/d转换电路、stm32最小系统、蓝牙模块、数据存储芯片、按键和电源电路，上位机软件由labview编写。系统的连接结构框图如图3所示；

眼压测量系统工作流程：利用脉搏、心电和心音传感器采集到的脉搏、心电和心音信号进行放大、滤波、模数转换，再由蓝牙传输至上位机显示波形，利用写入上位机里的脉搏信息计算公式和眼压模型公式在上位机里计算脉搏信息和眼压。

所述系统上位机包括波形显示窗口，脉搏信息和眼压显示窗口，可直接从中读取数据。

本发明实施例在建立多脉博信息眼压模型时，通过选择40名测试者，男女各一半，年龄在20岁到40岁之间，其中有10名血压偏高，10名血压偏低，利用压平式眼压计和眼压测量系统测量每名测试者一天内5、7、10、14、18时站立和平躺的实际眼压iopt和脉搏信息。实际眼压iopt由goldmann压平式眼压计测量，与系统测得的脉搏信息建模。

本发明使用的goldmann压平眼压计是是利用测压头压平角膜来进行间接的眼内压测量，直径为3.06mm，仪器结构稳定，测量数值可靠，眼压计本身误差仅为±0.5mmhg，测量标准高。

脉搏传输时间以心音信号为参考计算，利用眼压测量系统测得多脉搏波信息，用goldmann眼压计测量相同时刻下的实际眼压iopt，对多脉搏波信息和iopt进行多元回归分析，得到多脉搏信息眼压模型。

建立多脉搏信息眼压模型，要在测得的众多脉搏信息中提取出与眼压相关性强的脉搏信息。本发明通过皮尔森相关系数计算脉搏信息与眼压的相关性。

所述皮尔森相关系数r的计算公式为：

式中

式中r表示x和y之间的相关系数，取值范围为[-1,1]，对相关系数取绝对值，越接近1相关性越好。通常取值范围0.4≤|r|<0.7为显著相关，0.7≤|r|<1为高度相关。以每名测试者的眼压iopt为y，脉搏波传导时间pttpcg、每搏输出量z、降中峡相对高度(h/h)、重搏波相对高度(g/h)、脉搏波波形特征量k、脉率r、收缩期波形面积k1、舒张期波形面积k2、特征比例k1/k2为x，带入公式(13)，的到iopt和各脉搏波信息的相关系数。由计算结果表明与iop具有强相关性的脉搏波信息是脉搏波传输时间pttpcg、每搏输出量z、脉搏波波形特征量k和脉率r，其中k和r无量纲。相关系数分别为0.901、0.806、0.881、0.84。测得得多脉搏信息和iopt如表1所示：

表1多脉搏信息与实际眼压值(iopt)

根据多脉博电信息与眼压的相关特性，建立多脉博信息的眼压模型。多元线性回归模型选取由皮尔森相关系数计算的相关性较强的脉搏信息与眼压作为自变量和因变量，计算公式为：

y＝a+b1x1+b2x2+…+bkxk(15)

式中y是因变量，x1，x2，…xk为自变量，a为常数项，b1，b2…bk为回归方程系数，以y表示iopt，x1，x2，…xk表示多脉搏波信息，将每组iopt和脉搏信息分别带入公式(15)，计算a，b1，b3…bk，得出基于多脉搏信息的眼压模型为：

iopt＝103.317-121.977×pttpcg-0.427×z-70.832×k+5.193×r(16)

为了验证所得眼压模型的有效性，并得到测量准确性最高的眼压模型，将多脉搏信息眼压模型这三种眼压模型输入到上位机，利用测量系统重新测得上述40名测试者的眼压iop和脉搏生物电信息，利用goldmann眼压计测量同一时刻的实际眼压iopt。并经过计算分析其误差，计算误差数据如表2所示：

表2测量眼压与实际眼压的误差

关于本发明具体结构需要说明的是，本发明采用的各部件模块相互之间的连接关系是确定的、可实现的，除实施例中特殊说明的以外，其特定的连接关系可以带来相应的技术效果，并基于不依赖相应软件程序执行的前提下，解决本发明提出的技术问题，本发明中出现的部件、模块、具体元器件的型号、连接方式除具体说明的以外，均属于本领域技术人员在申请日前可以获取到的已公开专利、已公开的期刊论文、或公知常识等现有技术，无需赘述，使得本案提供的技术方案是清楚、完整、可实现的，并能根据该技术手段重现或获得相应的实体产品。

最后应说明的是：以上各实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围。

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