本发明公开了一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法，包括采集I或II导联ECG模拟波形，得到心电模拟信号，通过压电传感器同步采集脉搏波模拟信号；将同步采集的心电模拟信号和脉搏波模拟信号调理得到心电脉搏互联波形信号，再获取心电脉搏互联最佳波形信号；根据心电脉搏互联最佳波形信号，采用斜率法识别计算心电R波形波峰特征点(Rt(j)，Rp(j))，采用斜率法识别计算脉搏波峰、谷特征点(Pt(j)，Pp(j))和(Vt(j)，Vp(j))，再计算得到心电脉搏互联最佳波形信号的脉搏波在动脉血管中传导时间RPT。本发明可准确计算脉搏波在动脉血管中传导时间。
1.一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法，其特征在于，包括如下步骤：(1)采集I或II导联ECG模拟波形，得到心电模拟信号，
(3)将同步采集的心电模拟信号和脉搏波模拟信号调理得到心电脉搏互联波形信号，再获取心电脉搏互联最佳波形信号；
(3.1)计算第i个脉搏波的峰值Pp(i)和脉搏波的谷值Py(i)；
(3.2)计算脉搏波峰值递增量为前后脉搏波峰值差：dPp(i)＝Pp(i)‑Pp(i‑1)；计算脉搏波谷值递增量为前后脉搏波谷值差：dPy(i)＝Py(i)‑Py(i‑1)；
(3.3)寻找菱形起始点MPstart_t，具体步骤为：
(3.3.1)寻找dPp(i)持续上升时连续为正的起点即为菱形峰值爬升起始点MPp_t_start，当dPp(i)由正转为负时，即为菱形峰值爬升终点MPp_t_end；
(3.3.2)寻找dPy(i)持续下降时连续为负的起点即为菱形谷值下降起始点MPy_t_start，当dPy(i)由负转为正时，即为菱形谷值下降终点MPy_t_end；
(3.3.3)当|MPy_t_start‑MPp_t_star|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的起点：MPstart_t＝min(MPy_t_start，MPp_t_star)；当|MPy_t_start‑MPp_t_star|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波；
(3.4)寻找菱形终点MPend_t，具体步骤为：
(3.4.1)步骤(3.3.1)找到的MPp_t_end即为菱形波峰值下降的起点，由此开始寻找dPp(i)连续为负，直到出现dPp(i)为正或为零，即为菱形波峰值下降的终点MPp_t_over；
(3.4.2)步骤(3.3.2)找到的MPy_t_end即为菱形波谷值上升的起点，由此开始寻找dPy(i)连续为正，直到出现dPy(i)为负或为零，即为菱形波谷值上升的终点MPy_t_over；
(3.4.3)当|MPp_t_over‑MPy_t_over|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的终点：MPend_t＝min(MPp_t_over，MPy_t_over)；当|MPp_t_over‑MPy_t_over|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波；
(3.5)计算脉搏波的最大峰值Pp_max与最小谷值Py_min；当满足筛选判断条件时，认为获得心电脉搏互联最佳波形，否则认为没有特征明显的心电脉搏互联最佳波形；
a)菱形峰值爬升终点的幅值MPp_v_end>k1×Pp_max；
(3.6)通过步骤(3.5)筛选，出现以下情形：若无潜在菱形波，则表明没有找到互联最佳波形；当只找到一个潜在菱形脉搏波时，该潜在菱形脉搏波为互联最佳波形；当获得多个潜在菱形脉搏波时，同时满足以下条件的即为互联最佳波形：潜在菱形时间跨度最大：MPend_t‑MPstart_t，潜在菱形峰峰跨度最大：Pp_max‑Py_min；
(4)根据心电脉搏互联最佳波形信号，采用斜率法识别计算心电R波形波峰特征点(Rt(j)，Rp(j))，采用斜率法识别计算脉搏波峰、波谷特征点(Pt(j)，Pp(j))和(Vt(j)，Vp(j))，再计算得到心电脉搏互联最佳波形信号的脉搏波在动脉血管中传导时间RPT。
2.根据权利要求1的一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法，其特征在于：所述步骤(4)中计算心电波形波峰特征点的具体步骤为：(A)设待分析波形为Rwav，第i个数据为Rwav(i)；计算波形的斜率k(i)＝Rwav(i)‑Rwav(i‑1)；
(B)初始化阶段：Rwav前两秒，计算得到：斜率阈值Kth＝n1×kmax，其中kmax＝max(k(0，2s))、0.375
(C)测量阶段：寻找潜在峰值波形段的起点Ts和终点Te；
(C1)确定Ts值：当同时满足：1)Rwav(i)>Ath；2)k(i)>kmax时，表示找到潜在波峰的起点Ts；
(C2)当满足找到潜在波峰波形段起点后，且Rwav(i)
(C3)从Ts‑Te波形段可找到波峰，即是max(Rwav(Ts，Te))，幅值记为Rp(j)，时间记为Rt(j)；
(C4)获得的第j个特征由特征点(Rt(j)，Rp(j))组成。
3.根据权利要求1的一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法，其特征在于：所述步骤(4)中计算脉搏波峰、谷特征点的具体步骤为：(a)设待分析波形为Pwav，第i个数据为Pwav(i)；计算波形的斜率k(i)＝Pwav(i)‑Pwav(i‑1)；
(b)初始化阶段：Pwav前两秒，计算得到：斜率阈值Kth＝n1×kmax，其中kmax＝max(k(0，2s))、0.375
(c)测量阶段：寻找潜在峰值波形段的起点Ts和终点Te；
(c1)确定Ts值：当同时满足：1)Pwav(i)>Ath；2)k(i)>kmax时，表示找到潜在波峰的起点Ts；
(c2)当满足找到潜在波峰波形段起点后，且Pwav(i)
(c3)从Ts‑Te波形段可找到波峰，即是max(Pwav(Ts，Te))，幅值记为Pp(j)，时间记为Pt(j)；
(c4)在两个波峰之间寻找最小值即得到波谷值，即min(Pwav(Pt(j)，Pt(j‑1)))，幅值记为Vp(j)，时间记为Vt(j)；
(c5)获得的第j个特征由两个点(Pt(j)，Pp(j))和(Vt(j)，Vp(j))组成。
4.根据权利要求1的一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法，其特征在于：所述步骤(4)中心电脉搏互联最佳波形信号的RPT的计算公式为：RPT＝Pt(j)‑Rt(j)。
5.根据权利要求4的一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法，其特征在于：还包括步骤：(5)寻找心电脉搏互联波形中菱形波形段的峰值部分前后八个脉搏波，并分析计算得该八个脉搏波的RPT，取其平均值 相应得到该八个心动周期的平均脉率PR和平均心率HR，
6.一种电机械互联的心电脉搏信号分析系统，其特征在于：包括心电调理模块、脉搏调理模块、A/D采样模块、最佳波形获取模块和脉搏波传导计算模块，心电调理模块用于采集I或II导联ECG模拟波形，得到心电模拟信号；
脉搏调理模块用于通过压电传感器与心电模拟信号同步采集脉搏波模拟信号；
A/D采样模块，用于接收心电模拟信号和脉搏波模拟信号并调理输出心电脉搏互联波形数字信号；
最佳波形获取模块，用于从心电脉搏互联波形信号中获取心电脉搏互联最佳波形信号，获取心电脉搏互联最佳波形信号的具体为：计算第i个脉搏波的峰值Pp(i)和脉搏波的谷值Py(i)；
计算脉搏波峰值递增量为前后脉搏波峰值差：dPp(i)＝Pp(i)‑Pp(i‑1)；计算脉搏波谷值递增量为前后脉搏波谷值差：dPy(i)＝Py(i)‑Py(i‑1)；
寻找dPp(i)持续上升时连续为正的起点即为菱形峰值爬升起始点MPp_t_start，当dPp(i)由正转为负时，即为菱形峰值爬升终点MPp_t_end；
寻找dPy(i)持续下降时连续为负的起点即为菱形谷值下降起始点MPy_t_start，当dPy(i)由负转为正时，即为菱形谷值下降终点MPy_t_end；
当|MPy_t_start‑MPp_t_star|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的起点：MPstart_t＝min(MPy_t_start，MPp_t_star)；当|MPy_t_start‑MPp_t_star|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波；
已找到的MPp_t_end即为菱形波峰值下降的起点，由此开始寻找dPp(i)连续为负，直到出现dPp(i)为正或为零，即为菱形波峰值下降的终点MPp_t_over；
已找到的MPy_t_end即为菱形波谷值上升的起点，由此开始寻找dPy(i)连续为正，直到出现dPy(i)为负或为零，即为菱形波谷值上升的终点MPy_t_over；
当|MPp_t_over‑MPy_t_over|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的终点：MPend_t＝min(MPp_t_over，MPy_t_over)；当|MPp_t_over‑MPy_t_over|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波；
计算脉搏波的最大峰值Pp_max与最小谷值Py_min；当满足筛选判断条件时，认为获得心电脉搏互联最佳波形，否则认为没有特征明显的心电脉搏互联最佳波形；
a)菱形峰值爬升终点的幅值MPp_v_end>k1×Pp_max；
通过筛选，出现以下情形：若无潜在菱形波，则表明没有找到互联最佳波形；当只找到一个潜在菱形脉搏波时，该潜在菱形脉搏波为互联最佳波形；当获得多个潜在菱形脉搏波时，同时满足以下条件的即为互联最佳波形：潜在菱形时间跨度最大：MPend_t‑MPstart_t，潜在菱形峰峰跨度最大：Pp_max‑Py_min；
脉搏波传导计算模块，用于根据心电脉搏互联最佳波形信号计算得到心电脉搏互联最佳波形信号的脉搏波在动脉血管中传导时间RPT。
一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法及系统
技术领域
[0001] 本发明涉及一种心电脉搏信号分析方法，尤其涉及一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法及系统。
背景技术
[0002] 人体内的动脉血管都可以发生动脉粥样硬化。动脉粥样硬化是指血管内血液中的脂类成分逐渐沉积在血管壁内形成斑块，血管壁随着年纪增大，弹性减弱，共同形成动脉粥样硬化，这个过程存在于所有人体动脉血管中。但是，重要器官和组织中的动脉粥样硬化表现出来的危害性巨大。比如冠状动脉粥样硬化会有心绞痛、心肌硬死、心肌纤维化、冠状动脉猝死等表现；脑动脉粥样硬化会有脑组织缺血、急性病变症状、脑梗死等表现；肾动脉粥样硬化会有高血压、蛋白尿等症状；发生在上下肢动脉粥样硬化，造成上下肢缺血坏死。不同部位出现的动脉粥样硬化，其症状不同。
[0003] 动脉粥样硬化是中老年人的常见病。用彩色多普勒超声检测动脉粥样硬化是目前诊断动脉粥样硬化最直接、普遍的方法，但需昂贵的仪器设备，且技术条件受到一定的限制。
[0004] 因此，亟待解决上述问题。
发明内容
[0005] 发明目的：本发明的第一目的是提供可准确计算脉搏波在动脉血管中传导时间的一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法。
[0006] 本发明的第二目的是提供可准确计算脉搏波在动脉血管中传导时间的一种电机械互联的心电脉搏信号分析系统。
[0007] 技术方案：为实现以上目的，本发明公开了一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法，包括如下步骤：
[0008] (1)采集I或II导联ECG模拟波形，得到心电模拟信号，
[0009] (2)通过压电传感器同步采集脉搏波模拟信号；
[0010] (3)将同步采集的心电模拟信号和脉搏波模拟信号调理得到心电脉搏互联波形信号，再获取心电脉搏互联最佳波形信号；
[0011] (4)根据心电脉搏互联最佳波形信号，采用斜率法识别计算心电R波形波峰特征点(Rt(j)，Rp(j))，采用斜率法识别计算脉搏波峰、波谷特征点(Pt(j)，Pp(j))和(Vt(j)，Vp(j))，再计算得到心电脉搏互联最佳波形信号的脉搏波在动脉血管中传导时间RPT。
[0012] 其中步骤(3)中其中获取心电脉搏互联最佳波形信号的具体步骤为：
[0013] (3.1)计算第i个脉搏波的峰值Pp(i)和脉搏波的谷值Py(i)；
[0014] (3.2)计算脉搏波峰值递增量为前后脉搏波峰值差：dPp(i)＝Pp(i)‑Pp(i‑1)；计算脉搏波谷值递增量为前后脉搏波谷值差：dPy(i)＝Py(i)‑Py(i‑1)；
[0015] (3.3)寻找菱形起始点MPstart_t；
[0016] (3.4)寻找菱形终点MPend_t；
[0017] (3.5)计算脉搏波的最大峰值Pp_max与最小谷值Py_min；当满足筛选判断条件时，认为获得心电脉搏互联最佳波形，否则认为没有特征明显的心电脉搏互联最佳波形；
[0018] (3.6)通过步骤(3.5)筛选，出现以下情形：若无潜在菱形波，则表明没有找到最佳互联波形；当只找到一个潜在菱形脉搏波时，该潜在菱形脉搏波为最佳互联波形；当获得多个潜在菱形脉搏波时，同时满足以下条件的即为最佳互联波形：潜在菱形时间跨度最大：MPend_t‑MPstart_t，潜在菱形峰峰跨度最大：Pp_max‑Py_min。
[0019] 优选的，步骤(3.3)中寻找菱形起始点MPstart_t的具体步骤为：
[0020] (3.3.1)寻找dPp(i)持续上升时连续为正的起点即为菱形峰值爬升起始点MPp_t_start，当dPp(i)由正转为负时，即为菱形峰值爬升终点MPp_t_end；
[0021] (3.3.2)寻找dPy(i)持续下降时连续为负的起点即为菱形谷值下降起始点MPy_t_start，当dPy(i)由负转为正时，即为菱形谷值下降终点MPy_t_end；
[0022] (3.3.3)当|MPy_t_start‑MPp_t_star|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的起点：MPstart_t＝min(MPy_t_start，MPp_t_star)；当|MPy_t_start‑MPp_t_star|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波。
[0023] 再者，步骤(3.4)中寻找菱形终点MPend_t的具体步骤为：
[0024] (3.4.1)步骤(3.3.1)找到的MPp_t_end即为菱形波峰值下降的起点，由此开始寻找dPp(i)连续为负，直到出现dPp(i)为正或为零，即为菱形波峰值下降的终点MPp_t_over；
[0025] (3.4.2)步骤(3.3.2)找到的MPy_t_end即为菱形波谷值上升的起点，由此开始寻找dPy(i)连续为正，直到出现dPy(i)为负或为零，即为菱形波谷值上升的终点MPy_t_over；
[0026] (3.4.3)当|MPp_t_over‑MPy_t_over|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的终点：MPend_t＝min(MPp_t_over，MPy_t_over)；当|MPp_t_over‑MPy_t_over|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波。
[0027] 进一步，步骤(3.5)中筛选判断条件为：
[0028] a)菱形峰值爬升终点的幅值MPp_v_end>k1×Pp_max；
[0029] b)菱形谷值下降终点的幅值MPy_v_end
[0030] c)k1，k2为设置的阈值，且0.5
[0031] 再者，步骤(4)中计算心电波形波峰特征点的具体步骤为：
[0032] (A)设待分析波形为Rwav，第i个数据为Rwav(i)；计算波形的斜率k(i)＝Rwav(i)‑Rwav(i‑1)；
[0033] (B)初始化阶段：Rwav前两秒，计算得到：斜率阈值Kth＝n1×kmax，其中kmax＝max(k(0，2s))、0.375
[0034] (C)测量阶段：寻找潜在峰值波形段的起点Ts和终点Te；
[0035] (C1)确定Ts值：当同时满足：1)Rwav(i)>Ath；2)k(i)>kmax时，表示找到潜在波峰的起点Ts；
[0036] (C2)当满足找到潜在波峰波形段起点后，且Rwav(i)
[0037] (C3)从Ts‑Te波形段可找到波峰，即是max(Rwav(Ts，Te))，幅值记为Rp(j)，时间记为Rt(j)；
[0038] (C4)获得的第j个特征由特征点(Rt(j)，Rp(j))组成。
[0039] 优选的，步骤(4)中计算脉搏波峰谷特征点的具体步骤为：
[0040] (a)设待分析波形为Pwav，第i个数据为Pwav(i)；计算波形的斜率k(i)＝Pwav(i)‑Pwav(i‑1)；
[0041] (b)初始化阶段：Pwav前两秒，计算得到：斜率阈值Kth＝n1×kmax，其中kmax＝max(k(0，2s))、0.375
[0042] (c)测量阶段：寻找潜在峰值波形段的起点Ts和终点Te；
[0043] (c1)确定Ts值：当同时满足：1)Pwav(i)>Ath；2)k(i)>kmax时，表示找到潜在波峰的起点Ts；
[0044] (c2)当满足找到潜在波峰波形段起点后，且Pwav(i)
[0045] (c3)从Ts‑Te波形段可找到波峰，即是max(Pwav(Ts，Te))，幅值记为Pp(j)，时间记为Pt(j)；
[0046] (c4)在两个波峰之间寻找最小值即得到波谷值，即min(Pwav(Pt(j)，Pt(j‑1)))，幅值记为Vp(j)，时间记为Vt(j)；
[0047] (c5)获得的第j个特征由两个点(Pt(j)，Pp(j))和(Vt(j)，Vp(j))组成。
[0048] 进一步，步骤(4)中心电脉搏互联最佳波形信号的RPT的计算公式为：RPT＝Pt(j)‑Rt(j)。
[0049] 再者，还包括步骤：(5)寻找心电脉搏互联波形中菱形波形段的峰值部分前后八个脉搏波，并分析计算得该八个脉搏波的RPT，取其平均值 相应得到该八个心动周期的平均脉率PR和平均心率HR，
[0050] 本发明一种电机械互联的心电脉搏信号分析系统，包括心电调理模块、脉搏调理模块、A/D采样模块、最佳波形获取模块和脉搏波传导计算模块，
[0051] 心电调理模块用于采集I或II导联ECG模拟波形，得到心电模拟信号；
[0052] 脉搏调理模块用于通过压电传感器与心电模拟信号同步采集脉搏波模拟信号；
[0053] A/D采样模块，用于接收心电模拟信号和脉搏波模拟信号并调理输出心电脉搏互联波形数字信号；
[0054] 最佳波形获取模块，用于从心电脉搏互联波形信号中获取心电脉搏互联最佳波形信号；
[0055] 脉搏波传导计算模块，用于根据心电脉搏互联最佳波形信号计算得到心电脉搏互联最佳波形信号的脉搏波在动脉血管中传导时间RPT。
[0056] 有益效果：与现有技术相比，本发明具有以下显著优点：(1)本发明可准确计算脉搏波在动脉血管中传导时间，便于后续辅助临床医生进行动脉粥样硬化诊断；(2)本发明对获得脉搏波的压电传感器适当加压，且选取合适的又稳定的最佳脉搏菱形波作为基准波形与同一心脏搏动期间的R波可进一步保障RPT计算值精准；(3)本发明对精准获取的最佳心电脉搏互联波形最大峰波前后八个心脏搏动间期的心电R波和脉搏波计算得的RPT进行平均，以减小由于心脏搏动前后间期的自然客观变异而引起的测量误差，使参数计算值更为精确，为后续临床医生提供更加精准的辅助参数进行临床诊断。
附图说明
[0057] 图1为本发明的流程示意图；
[0058] 图2为本发明中心电脉搏互联波形信号的示意图；
[0059] 图3为本发明中采集脉搏波模拟信号的流程示意图；
[0060] 图4为本发明中心电脉搏互联最佳波形信号的示意图；
[0061] 图5为本发明中RPT的示意图；
[0062] 图6为本发明系统的流程示意图；
[0063] 图7为本发明系统的检测示意图；
[0064] 图8为本发明中检测老人的腕动脉RPT示意图；
[0065] 图9为本发明中检测年轻人的腕动脉RPT示意图。
具体实施方式
[0066] 下面结合附图对本发明的技术方案作进一步说明。
[0067] 为了既简便无创又廉价的检测动脉粥样硬化，本发明提出同步检测记录心电脉搏(电机械互联)波信号，自动检测计算心电R波到脉搏波峰(或波谷)的时间RPT。RPT(R wave‑pulse wave transit time)是指心电R波的顶点至同一个心脏搏动间期脉搏波峰值之间的时间间隔，是脉搏波在动脉血管中传导的时间。心脏的心室将血液射至主动脉冲击动脉管壁，致使在每一心动周期中，其动脉血压和动脉容积呈周期性变化，引起动脉管壁随之发生周期性搏动(波动)，称之谓动脉血压波，俗称脉搏波，脉搏波是一种机械波。显然，动脉血管随着粥样硬化，弹性变差，则脉搏波动在动脉血管中传导变快。而当心室射血始起，相应产生的R波心电信号在心电磁场作用下一瞬间就传导遍人体各部位，因此RPT就是指脉搏波行波至被认定某部位动脉血管处时该段动脉血管中传导经历的时间，该时间的起始源点依据电生理原理一律规定在心室的射血出口处，即主动脉根部，也是脉搏波传导起始点。人体各部位动脉粥样硬化程度是不同的，则相应其脉搏波传导时间也不同，动脉血管硬化愈厉害，弹性愈差，脉搏波传导时间愈快。因此RPT的时间长短可评估人体各部位动脉血管粥样硬化的程度。
[0068] 实施例1
[0069] 如图1和图2所示，本发明一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法，包括如下步骤：
[0070] (1)采集I或II导联ECG模拟波形，得到心电模拟信号，
[0071] (2)通过压电传感器与心电模拟信号同步采集脉搏波模拟信号；
[0072] (3)将同步采集的心电模拟信号和脉搏波模拟信号调理得到心电脉搏互联波形数字信号，再获取心电脉搏互联最佳波形信号；
[0073] 如图4所示，其中获取心电脉搏互联最佳波形信号的具体步骤为：
[0074] (3.1)计算第i个脉搏波的峰值Pp(i)和脉搏波的谷值Py(i)；
[0075] (3.2)计算脉搏波峰值递增量为前后脉搏波峰值差：dPp(i)＝Pp(i)‑Pp(i‑1)；计算脉搏波谷值递增量为前后脉搏波谷值差：dPy(i)＝Py(i)‑Py(i‑1)；
[0076] (3.3)寻找菱形起始点MPstart_t的具体步骤为：
[0077] (3.3.1)寻找dPp(i)持续上升时连续为正的起点即为菱形峰值爬升起始点MPp_t_start，当dPp(i)由正转为负时，即为菱形峰值爬升终点MPp_t_end；
[0078] (3.3.2)寻找dPy(i)持续下降时连续为负的起点即为菱形谷值下降起始点MPy_t_start，当dPy(i)由负转为正时，即为菱形谷值下降终点MPy_t_end；
[0079] (3.3.3)当|MPy_t_start‑MPp_t_star|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的起点：MPstart_t＝min(MPy_t_start，MPp_t_star)；当|MPy_t_start‑MPp_t_star|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波；
[0080] (3.4)寻找菱形终点MPend_t，具体步骤为：
[0081] (3.4.1)步骤(3.3.1)找到的MPp_t_end即为菱形波峰值下降的起点，由此开始寻找dPp(i)连续为负，直到出现dPp(i)为正或为零，即为菱形波峰值下降的终点MPp_t_over；
[0082] (3.4.2)步骤(3.3.2)找到的MPy_t_end即为菱形波谷值上升的起点，由此开始寻找dPy(i)连续为正，直到出现dPy(i)为负或为零，即为菱形波谷值上升的终点MPy_t_over；
[0083] (3.4.3)当|MPp_t_over‑MPy_t_over|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的终点：MPend_t＝min(MPp_t_over，MPy_t_over)；当|MPp_t_over‑MPy_t_over|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波；
[0084] (3.5)计算脉搏波的最大峰值Pp_max与最小谷值Py_min；当满足以下条件时，认为获得心电脉搏互联最佳波形，否则认为没有特征明显的心电脉搏互联最佳波形：
[0085] a)菱形峰值爬升终点的幅值MPp_v_end>k1×Pp_max；
[0086] b)菱形谷值下降终点的幅值MPy_v_end
[0087] c)k1，k2为设置的阈值，且0.5
[0088] (3.6)通过步骤(3.5)筛选，出现以下情形：若无潜在菱形波，则表明没有找到最佳互联波形；当只找到一个潜在菱形脉搏波时，该潜在菱形脉搏波为最佳互联波形；当获得多个潜在菱形脉搏波时，同时满足以下条件的即为最佳互联波形：潜在菱形时间跨度最大：MPend_t‑MPstart_t，潜在菱形峰峰跨度最大：Pp_max‑Py_min；
[0089] (4)根据心电脉搏互联最佳波形信号，采用斜率法识别计算心电R波形波峰特征点(Rt(j)，Rp(j))，采用斜率法识别计算脉搏波峰、波谷特征点，即特征点(Pt(j)，Pp(j))和(Vt(j)，Vp(j))，再计算得到心电脉搏互联最佳波形信号的脉搏波在动脉血管中传导时间RPT，通过公式RPT＝Pt(j)‑Rt(j)计算得到RPT，如图5所示；
[0090] 计算心电波形波峰特征点的具体步骤为：
[0091] (A)设待分析波形为Rwav，第i个数据为Rwav(i)；计算波形的斜率k(i)＝Rwav(i)‑Rwav(i‑1)；
[0092] (B)初始化阶段：Rwav前两秒，计算得到：斜率阈值Kth＝n1×kmax，其中kmax＝max(k(0，2s))、0.375
[0093] (C)测量阶段：寻找潜在峰值波形段的起点Ts和终点Te；
[0094] (C1)确定Ts值：当同时满足：1)Rwav(i)>Ath；2)k(i)>kmax时，表示找到潜在波峰的起点Ts；
[0095] (C2)当满足找到潜在波峰波形段起点后，且Rwav(i)
[0096] (C3)从Ts‑Te波形段可找到波峰，即是max(Rwav(Ts，Te))，幅值记为Rp(j)，时间记为Rt(j)；
[0097] (C4)获得的第j个特征由特征点(Rt(j)，Rp(j))组成；
[0098] 计算脉搏波峰谷特征点的具体步骤为：
[0099] (a)设待分析波形为Pwav，第i个数据为Pwav(i)；计算波形的斜率k(i)＝Pwav(i)‑Pwav(i‑1)；
[0100] (b)初始化阶段：Pwav前两秒，计算得到：斜率阈值Kth＝n1×kmax，其中kmax＝max(k(0，2s))、0.375
[0101] (c)测量阶段：寻找潜在峰值波形段的起点Ts和终点Te；
[0102] (c1)确定Ts值：当同时满足：1)Pwav(i)>Ath；2)k(i)>kmax时，表示找到潜在波峰的起点Ts；
[0103] (c2)当满足找到潜在波峰波形段起点后，且Pwav(i)
[0104] (c3)从Ts‑Te波形段可找到波峰，即是max(Pwav(Ts，Te))，幅值记为Pp(j)，时间记为Pt(j)；
[0105] (c4)在两个波峰之间寻找最小值即得到波谷值，即min(Pwav(Pt(j)，Pt(j‑1)))，幅值记为Vp(j)，时间记为Vt(j)；
[0106] (c5)获得的第j个特征由两个点(Pt(j)，Pp(j))和(Vt(j)，Vp(j))组成。
[0107] 实施例2
[0108] 如图1所示，本发明一种电机械互联的心电脉搏信号分析方法，包括如下步骤：
[0109] (1)采集I或II导联ECG模拟波形，得到心电模拟信号，
[0110] (2)通过压电传感器与心电模拟信号同步采集脉搏波模拟信号；
[0111] (3)将同步采集的心电模拟信号和脉搏波模拟信号调理得到心电脉搏互联波形数字信号，再获取心电脉搏互联最佳波形信号；
[0112] 其中获取心电脉搏互联最佳波形信号的具体步骤为：
[0113] (3.1)计算第i个脉搏波的峰值Pp(i)和脉搏波的谷值Py(i)；
[0114] (3.2)计算脉搏波峰值递增量为前后脉搏波峰值差：dPp(i)＝Pp(i)‑Pp(i‑1)；计算脉搏波谷值递增量为前后脉搏波谷值差：dPy(i)＝Py(i)‑Py(i‑1)；
[0115] (3.3)寻找菱形起始点MPstart_t的具体步骤为：
[0116] (3.3.1)寻找dPp(i)持续上升时连续为正的起点即为菱形峰值爬升起始点MPp_t_start，当dPp(i)由正转为负时，即为菱形峰值爬升终点MPp_t_end；
[0117] (3.3.2)寻找dPy(i)持续下降时连续为负的起点即为菱形谷值下降起始点MPy_t_start，当dPy(i)由负转为正时，即为菱形谷值下降终点MPy_t_end；
[0118] (3.3.3)当|MPy_t_start‑MPp_t_star|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的起点：MPstart_t＝min(MPy_t_start，MPp_t_star)；当|MPy_t_start‑MPp_t_star|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波；
[0119] (3.4)寻找菱形终点MPend_t，具体步骤为：
[0120] (3.4.1)步骤(3.3.1)找到的MPp_t_end即为菱形波峰值下降的起点，由此开始寻找dPp(i)连续为负，直到出现dPp(i)为正或为零，即为菱形波峰值下降的终点MPp_t_over；
[0121] (3.4.2)步骤(3.3.2)找到的MPy_t_end即为菱形波谷值上升的起点，由此开始寻找dPy(i)连续为正，直到出现dPy(i)为负或为零，即为菱形波谷值上升的终点MPy_t_over；
[0122] (3.4.3)当|MPp_t_over‑MPy_t_over|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的终点：MPend_t＝min(MPp_t_over，MPy_t_over)；当|MPp_t_over‑MPy_t_over|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波；
[0123] (3.5)计算脉搏波的最大峰值Pp_max与最小谷值Py_min；当满足以下条件时，认为获得心电脉搏互联最佳波形，否则认为没有特征明显的心电脉搏互联最佳波形：
[0124] a)菱形峰值爬升终点的幅值MPp_v_end>k1×Pp_max；
[0125] b)菱形谷值下降终点的幅值MPy_v_end
[0126] c)k1，k2为设置的阈值，且0.5
[0127] (3.6)通过步骤(3.5)筛选，出现以下情形：若无潜在菱形波，则表明没有找到最佳互联波形；当只找到一个潜在菱形脉搏波时，该潜在菱形脉搏波为最佳互联波形；当获得多个潜在菱形脉搏波时，同时满足以下条件的即为最佳互联波形：潜在菱形时间跨度最大：MPend_t‑MPstart_t，潜在菱形峰峰跨度最大：Pp_max‑Py_min；
[0128] (4)根据心电脉搏互联最佳波形信号，采用斜率法识别计算心电R波形波峰特征点(Rt(j)，Rp(j))，采用斜率法识别计算脉搏波峰、波谷特征点，即特征点(Pt(j)，Pp(j))和(Vt(j)，Vp(j))，再计算得到心电脉搏互联最佳波形信号的脉搏波在动脉血管中传导时间RPT，通过公式RPT＝Pt(j)‑Rt(j)计算得到RPT；
[0129] 计算心电波形波峰特征点的具体步骤为：
[0130] (A)设待分析波形为Rwav，第i个数据为Rwav(i)；计算波形的斜率k(i)＝Rwav(i)‑Rwav(i‑1)；
[0131] (B)初始化阶段：Rwav前两秒，计算得到：斜率阈值Kth＝n1×kmax，其中kmax＝max(k(0，2s))、0.375
[0132] (C)测量阶段：寻找潜在峰值波形段的起点Ts和终点Te；
[0133] (C1)确定Ts值：当同时满足：1)Rwav(i)>Ath；2)k(i)>kmax时，表示找到潜在波峰的起点Ts；
[0134] (C2)当满足找到潜在波峰波形段起点后，且Rwav(i)
[0135] (C3)从Ts‑Te波形段可找到波峰，即是max(Rwav(Ts，Te))，幅值记为Rp(j)，时间记为Rt(j)；
[0136] (C4)获得的第j个特征由特征点(Rt(j)，Rp(j))组成；
[0137] 计算脉搏波峰谷特征点的具体步骤为：
[0138] (a)设待分析波形为Pwav，第i个数据为Pwav(i)；计算波形的斜率k(i)＝Pwav(i)‑Pwav(i‑1)；
[0139] (b)初始化阶段：Pwav前两秒，计算得到：斜率阈值Kth＝n1×kmax，其中kmax＝max(k(0，2s))、0.375
[0140] (c)测量阶段：寻找潜在峰值波形段的起点Ts和终点Te；
[0141] (c1)确定Ts值：当同时满足：1)Pwav(i)>Ath；2)k(i)>kmax时，表示找到潜在波峰的起点Ts；
[0142] (c2)当满足找到潜在波峰波形段起点后，且Pwav(i)
[0143] (c3)从Ts‑Te波形段可找到波峰，即是max(Pwav(Ts，Te))，幅值记为Pp(j)，时间记为Pt(j)；
[0144] (c4)在两个波峰之间寻找最小值即得到波谷值，即min(Pwav(Pt(j)，Pt(j‑1)))，幅值记为Vp(j)，时间记为Vt(j)；
[0145] (c5)获得的第j个特征由两个点(Pt(j)，Pp(j))和(Vt(j)，Vp(j))组成；
[0146] (5)寻找心电脉搏互联波形中菱形波形段的峰值部分前后八个脉搏波，并分析计算得该八个RPT，取其平均值 相应得到该八个心动周期的平均脉率PR和平均心率HR，
[0147] 实施例3
[0148] 如图1和图6所示，本发明一种电机械互联的心电脉搏信号分析系统，包括心电调理模块、脉搏调理模块、A/D采样模块、最佳波形获取模块和脉搏波传导计算模块，[0149] 如图7所示，心电调理模块用于采集I或II导联ECG模拟波形，得到心电模拟信号；其中心电调理模块肢体导联电极片获得I或II导联ECG模拟波形。
[0150] 如图3所示，脉搏调理模块用于通过压电传感器与心电模拟信号同步采集脉搏波模拟信号，脉搏调理模块对放在动脉血管上的压电传感器充气袖带充气加压、放气减压自适应选取合适压力大小通过压电传感器获得脉搏波模拟信号，该脉搏波模拟信号内含有呈菱形状的最佳脉搏血压波形群；最佳脉搏血压波形应滿足以下条件：是否出现菱形状脉搏波群；菱形状脉搏波群幅值是否最大。A/D采样模块，用于接收心电模拟信号和脉搏波模拟信号并调理输出心电脉搏互联波形信号，即同步采样信号变换成数据信号。如图2所示，将同步采集到的心电和脉搏两路数据波形同时置于同一个坐标系中形成心电脉搏互联波形信号，为了使分析计算的RPT有更好的规律性和一致性，即重复性好，发现在心电脉搏互联波形中出现的菱形状波群为最佳波形，作为检测RPT时的基准波形，可取其菱形波群峰值前后8个血压波形计算其RPT。
[0151] 最佳波形获取模块，用于从心电脉搏互联波形信号中获取心电脉搏互联最佳波形信号；获取心电脉搏互联最佳波形信号的具体为：
[0152] 计算第i个脉搏波的峰值Pp(i)和脉搏波的谷值Py(i)；
[0153] 计算脉搏波峰值递增量为前后脉搏波峰值差：dPp(i)＝Pp(i)‑Pp(i‑1)；
[0154] 计算脉搏波谷值递增量为前后脉搏波谷值差：dPy(i)＝Py(i)‑Py(i‑1)；
[0155] 寻找菱形起始点MPstart_t，寻找dPp(i)持续上升时连续为正的起点即为菱形峰值爬升起始点MPp_t_start，当dPp(i)由正转为负时，即为菱形峰值爬升终点MPp_t_end；寻找dPy(i)持续下降时连续为负的起点即为菱形谷值下降起始点MPy_t_start，当dPy(i)由负转为正时，即为菱形谷值下降终点MPy_t_end；当|MPy_t_start‑MPp_t_star|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的起点：MPstart_t＝min(MPy_t_start，MPp_t_star)；当|MPy_t_start‑MPp_t_star|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波；
[0156] 寻找菱形终点MPend_t，已找到的MPp_t_end即为菱形波峰值下降的起点，由此开始寻找dPp(i)连续为负，直到出现dPp(i)为正或为零，即为菱形波峰值下降的终点MPp_t_over；已找到的MPy_t_end即为菱形波谷值上升的起点，由此开始寻找dPy(i)连续为正，直到出现dPy(i)为负或为零，即为菱形波谷值上升的终点MPy_t_over；当|MPp_t_over‑MPy_t_over|<2个心率周期时，确定找到潜在菱形波的终点：MPend_t＝min(MPp_t_over，MPy_t_over)；当|MPp_t_over‑MPy_t_over|>2个心率周期时认定当前脉搏波不是菱形波；
[0157] 计算脉搏波的最大峰值Pp_max与最小谷值Py_min；当满足筛选判断条件时，认为获得心电脉搏互联最佳波形，否则认为没有特征明显的心电脉搏互联最佳波形；筛选判断条件为：a)菱形峰值爬升终点的幅值MPp_v_end>k1×Pp_max；b)菱形谷值下降终点的幅值MPy_v_end
[0158] 通过上述筛选，出现以下情形：若无潜在菱形波，则表明没有找到最佳互联波形；当只找到一个潜在菱形脉搏波时，该潜在菱形脉搏波为最佳互联波形；当获得多个潜在菱形脉搏波时，同时满足以下条件的即为最佳互联波形：潜在菱形时间跨度最大：MPend_t‑MPstart_t，潜在菱形峰峰跨度最大：Pp_max‑Py_min。
[0159] 脉搏波传导计算模块，用于根据心电脉搏互联最佳波形信号计算得到心电脉搏互联最佳波形信号的脉搏波在动脉血管中传导时间RPT；脉搏波传导计算模块首先采用斜率法识别计算心电波形波峰特征点(Rt(j)，Rp(j))，采用斜率法识别计算脉搏波峰谷特征点(Pt(j)，Pp(j))和(Vt(j)，Vp(j))，再计算得到心电脉搏互联最佳波形信号的脉搏波在动脉血管中传导时间RPT，RPT的计算公式为：RPT＝Pt(j)‑Rt(j)。
[0160] 计算心电波形波峰特征点具体为：
[0161] 设待分析波形为Rwav，第i个数据为Rwav(i)；计算波形的斜率k(i)＝Rwav(i)‑Rwav(i‑1)；
[0162] 初始化阶段：Rwav前两秒，计算得到：斜率阈值Kth＝n1×kmax，其中kmax＝max(k(0，2s))、0.375
[0163] 测量阶段：寻找潜在峰值波形段的起点Ts和终点Te；
[0164] 确定Ts值：当同时满足：1)Rwav(i)>Ath；2)k(i)>kmax时，表示找到潜在波峰的起点Ts；
[0165] 当满足找到潜在波峰波形段起点后，且Rwav(i)
[0166] 从Ts‑Te波形段可找到波峰，即是max(Rwav(Ts，Te))，幅值记为Rp(j)，时间记为Rt(j)；
[0167] 获得的第j个特征由特征点(Rt(j)，Rp(j))组成。
[0168] 计算脉搏波峰谷特征点具体为：
[0169] 设待分析波形为Pwav，第i个数据为Pwav(i)；计算波形的斜率k(i)＝Pwav(i)‑Pwav(i‑1)；
[0170] 初始化阶段：Pwav前两秒，计算得到：斜率阈值Kth＝n1×kmax，其中kmax＝max(k(0，2s))、0.375
[0171] 测量阶段：寻找潜在峰值波形段的起点Ts和终点Te；
[0172] 确定Ts值：当同时满足：1)Pwav(i)>Ath；2)k(i)>kmax时，表示找到潜在波峰的起点Ts；
[0173] 当满足找到潜在波峰波形段起点后，且Pwav(i)
[0174] 从Ts‑Te波形段可找到波峰，即是max(Pwav(Ts，Te))，幅值记为Pp(j)，时间记为Pt(j)；
[0175] 在两个波峰之间寻找最小值即得到波谷值，即min(Pwav(Pt(j)，Pt(j‑1)))，幅值记为Vp(j)，时间记为Vt(j)；
[0176] 获得的第j个特征由两个点(Pt(j)，Pp(j))和(Vt(j)，Vp(j))组成。
[0177] 还包括平均参数计算模块，该平均参数计算模块寻找心电脉搏互联波形中菱形波形段的峰值部分前后八个脉搏波，并分析计算得该八个脉搏波的RPT，取其平均值相应得到该八个心动周期的平均脉率PR和平均心率HR，
[0178] 本发明采用电机械互联的心电脉搏信号分析系统对多位不同年龄的人进行了检测，现将其中检测得到的一位老人(81岁)和一位年轻人(28岁)各自腕动脉上的RPT，如图8和图9所示。经实测，这位较为健康的老人的RPT(310ms)小于这位年轻人的RPT(320ms)，显然老人的动脉血管硬化度要大于年轻人，如果这位老人还有其他基础疾病(如高血脂、糖尿病等高危因素通过损伤血管壁的结构和功能)参与而引起动脉血管硬化严重时，则测得的RPT比这次测得的还要小。
