本發(fā)明屬于無(wú)創(chuàng)動(dòng)態(tài)血壓連續(xù)監(jiān)測(cè)技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種通過(guò)獲得脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間及速度實(shí)現(xiàn)動(dòng)態(tài)血壓連續(xù)監(jiān)測(cè)的裝置及方法。

背景技術(shù)：

心腦血管疾病是全球范圍造成死亡的最主要原因。中國(guó)心血管病患病率處于持續(xù)上升階段。截止2014年末，全國(guó)大約有心血管病患者2.9億(《中國(guó)心血管病報(bào)告2014》)。高血壓是最常見(jiàn)的心血管疾病，以體循環(huán)動(dòng)脈壓增高為主要表現(xiàn)的臨床綜合征。動(dòng)脈壓包括收縮壓(SBP)和舒張壓(DBP)，一個(gè)心動(dòng)周期過(guò)程中動(dòng)脈血壓的平均值稱(chēng)為平均動(dòng)脈壓(MAP)。高血壓的發(fā)病因素有很多，如遺傳(大約占40％)、疾病、或外界因素，如神經(jīng)緊張、長(zhǎng)期鈉攝入量過(guò)大、吸煙、肥胖、酗酒、缺乏運(yùn)動(dòng)等。長(zhǎng)期高血壓會(huì)改變動(dòng)脈脈管的結(jié)構(gòu)進(jìn)而影響心臟、腦、腎等靶器官的生理功能，最終導(dǎo)致這些器官功能的衰竭。因此高血壓患者有必要主動(dòng)監(jiān)測(cè)自身的血壓變化并積極治療。高血壓的診斷和治療都需要對(duì)患者進(jìn)行定期的血壓測(cè)量，其測(cè)量要符合3個(gè)條件：第一，分別測(cè)3次血壓；第二，3次測(cè)量血壓不能是同一天；第三，收縮壓≥140mmHg，舒張壓≥90mmHg。對(duì)于已經(jīng)診斷為高血壓的患者則需要每天測(cè)量血壓。血壓測(cè)量的方法分為侵入性法(invasive)和非侵入性(non-invasive)法。侵入法大多需要將導(dǎo)管插入血管用于連續(xù)監(jiān)測(cè)動(dòng)脈血壓，此方法能夠精確測(cè)量動(dòng)脈壓，但是危險(xiǎn)系數(shù)和且護(hù)理成本皆很高，此方法并不是常用方法。目前市場(chǎng)上的大部分無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量產(chǎn)品采用的是聽(tīng)診法(Korotkoff‘s Sound)和示波法(Oscillography)。這兩種方法都需要佩戴充氣式袖帶，并對(duì)動(dòng)脈血管施加壓力獲得血壓數(shù)值。示波法廣泛用于電子血壓計(jì)，通過(guò)充氣加壓后，機(jī)器內(nèi)置的芯片和壓力感應(yīng)元器件對(duì)震蕩波的變化做出判斷，得到收縮壓和舒張壓。但由于電子血壓計(jì)始終與人耳聽(tīng)力有所差別，因此多次測(cè)量后結(jié)果時(shí)有不準(zhǔn)，有時(shí)會(huì)出現(xiàn)較大誤差。至今，使用聽(tīng)診法和水銀柱血壓計(jì)測(cè)量的血壓值仍是醫(yī)療機(jī)構(gòu)診斷高血壓病患的黃金參考標(biāo)準(zhǔn)。然而，聽(tīng)診法對(duì)使用者的操作方法有一定要求。首先，袖帶佩戴的位置需符合操作說(shuō)明的要求，且聽(tīng)診器的放置位置也有一定要求，如果操作不當(dāng)，結(jié)果也會(huì)出現(xiàn)較大誤差。對(duì)于不同的操作者，因個(gè)體差異造成聽(tīng)力有所不同，測(cè)量結(jié)果也會(huì)有差異。無(wú)論使用哪種方法，都無(wú)法避免充氣加壓造成的不舒適感。通常，一次血壓測(cè)量需要用時(shí)1分鐘左右。此外，測(cè)量用的袖帶的尺寸長(zhǎng)短也需要根據(jù)個(gè)體差異進(jìn)行更換，否則也會(huì)對(duì)測(cè)量結(jié)果造成影響。因此，現(xiàn)有的非入侵血壓測(cè)量法都不適合頻繁多次和需要長(zhǎng)期連續(xù)監(jiān)控血壓變化的高血壓患者。對(duì)于需要連續(xù)血壓監(jiān)控的使用者來(lái)說(shuō)，長(zhǎng)期對(duì)佩戴位置施加壓力會(huì)造成局部皮膚充血，且在夜晚使用時(shí)佩戴者會(huì)因袖帶充氣而影響睡眠質(zhì)量。

近些年，使用脈搏波速間接測(cè)量血壓的方法被多次提出，血流動(dòng)力學(xué)領(lǐng)域的有大量文獻(xiàn)研究指出，脈搏波傳導(dǎo)速度(pulse wave velocity,pwv)與血壓和血管性質(zhì)存在相關(guān)性，與血壓之間存在某種的關(guān)系。PWV指的是脈搏波在動(dòng)脈系統(tǒng)的兩個(gè)既定點(diǎn)間的傳播速度。普遍意義上的PWV的計(jì)算公式如下：PWV＝L/PWTT。其中，L為兩個(gè)動(dòng)脈脈搏波檢測(cè)點(diǎn)的距離，PWTT為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。

一個(gè)完整的脈搏波主要由兩個(gè)壓力波構(gòu)成，分別是于心室收縮射血產(chǎn)生的壓力波和升主動(dòng)脈接受射血迅速膨脹產(chǎn)生的壓力波，因此，脈搏波具有機(jī)械波的性質(zhì)并以極快的速度從心臟出發(fā)沿動(dòng)脈樹(shù)傳導(dǎo)。脈搏波在傳導(dǎo)時(shí)發(fā)生的能量轉(zhuǎn)換主要是脈搏波傳導(dǎo)時(shí)的動(dòng)能和動(dòng)脈腔彈性勢(shì)能之間的能量轉(zhuǎn)換。根據(jù)血流動(dòng)力學(xué)中Moens-Korteweg提出的PWV與血管性質(zhì)關(guān)系的公式：PWV²＝E h/2r·ρ(E為楊氏模量，h為動(dòng)脈壁厚度，r為血管內(nèi)半徑，ρ為血液密度)可以看出，楊氏模量代表血管彈性與PWV成正比且動(dòng)脈彈性越差的情況下，脈搏波的傳導(dǎo)速度越快。進(jìn)一步對(duì)關(guān)于血流動(dòng)力學(xué)中楊氏模量的公式E＝ΔP·Dd/(ΔD·h)(其中，h為動(dòng)脈壁厚度，ΔP為血壓變化，Dd為舒張期末血管直徑，ΔD為血管直徑變化)進(jìn)行分析可見(jiàn)，血管彈性與血壓尤其收縮壓變化有直接關(guān)系，因此血流動(dòng)力學(xué)方面證實(shí)了pwv與血管內(nèi)壓存在關(guān)系為：PWV²＝ΔP·Dd/ΔD·2rρ；另一方面，從Moens-Korteweg和楊氏模量的公式中的參數(shù)可以看出，動(dòng)脈內(nèi)徑、厚度、血液密度、動(dòng)脈的粘滯彈性和心臟的收縮和舒張等都在一定程度上影響脈搏波的傳導(dǎo)速度，也間接的影響了動(dòng)脈內(nèi)壓。

PWV有很多種，如頸-股脈搏波速、臂-踝脈搏波速等，但這些方法更適用于主動(dòng)脈壓計(jì)算。對(duì)于大多數(shù)人群來(lái)說(shuō)，肱動(dòng)脈則是更常用的血壓測(cè)量位點(diǎn)。因此，對(duì)于使用心臟至肱動(dòng)脈的脈搏波速計(jì)算血壓更適用于大多人群的需求。然而，肱動(dòng)脈的位置并不適合長(zhǎng)期佩戴測(cè)量?jī)x器，故使用心臟-橈動(dòng)脈較為適合。通過(guò)對(duì)ECG信號(hào)R波的識(shí)別，可以對(duì)提取心臟射血時(shí)間點(diǎn)。對(duì)于橈動(dòng)脈脈搏波獲取的方法，可以通過(guò)對(duì)橈動(dòng)脈脈搏最強(qiáng)點(diǎn)直接測(cè)量獲得橈動(dòng)脈脈搏波，并與ECG信號(hào)共同處理，獲得脈搏波傳導(dǎo)速度。Pwv的變化與收縮壓變化的對(duì)應(yīng)關(guān)系較為明顯，但對(duì)舒張壓的反饋不能僅僅依靠pwv，還需要考慮血管的粘滯彈性、血管直徑、血液密度、順應(yīng)性、膨脹性等參數(shù)的變化對(duì)血壓的影響。

在血流動(dòng)力學(xué)中Windkessel血管彈性腔模型為血管參數(shù)的變化提供適合的理論背景。Windkessel模型將心血管系統(tǒng)看做一個(gè)等效電路。電源產(chǎn)生周期性電勢(shì)差，代表了心臟的功能，q代表血流；L為電感，代表了動(dòng)脈中流淌的血液受到的慣性，其數(shù)值越大，血流速度越慢，且與血液密度ρ有關(guān)；R為電阻，也代表了心血管循環(huán)中外周阻力最大的微循環(huán)系統(tǒng)；C1、C2均為電容，代表了各級(jí)動(dòng)脈血管，靠近電流源的C1代表主動(dòng)脈，C2代表動(dòng)脈分支，電容值的大小反映了血管的膨脹性，其值越大，代表血管的膨脹性越好，；另一方面，血流動(dòng)力學(xué)提出了血管膨脹性(Distensibility)的概念，其與動(dòng)脈血管在舒張期末的順應(yīng)性有關(guān)。血管膨脹性定義了動(dòng)脈血管直徑隨血管壁受到的壓力變化而變化的關(guān)系。其公式為：Distensibility＝ΔD/ΔP·Dd(其中，ΔD代表了血管直徑在心臟收縮和舒張期的差值；Dd為舒張期末血管直徑)。由于Windkessel模型中電容與膨脹性性質(zhì)相同，故C＝ΔD/ΔP·Dd。另一方面，Bramwell-Hill在血流動(dòng)力學(xué)的研究中提出了PWV與血壓變化的關(guān)系表達(dá)式：PWV²＝ΔP·V/(ΔV·ρ)(其中，h為動(dòng)脈壁厚度，ΔP為壓力變化，ΔV為容積變化，V為基線容積)。同理可證，運(yùn)用PWV和Windkessel相關(guān)公式之間的關(guān)系，可以推算其他相關(guān)血管參數(shù)并通過(guò)采樣得到回歸方程(其中R為血液流動(dòng)的血管阻力，阻力越大引起的壓力下降越顯著；C為血管順應(yīng)性，是反應(yīng)動(dòng)脈血管對(duì)血液積聚能量的度量；t_d為舒張期的時(shí)間。)進(jìn)而得到更精準(zhǔn)的血壓數(shù)值。

普遍意義上的PWV的計(jì)算公式如下：PWV＝L/PWTT。其中，L為兩個(gè)動(dòng)脈脈搏波檢測(cè)點(diǎn)的距離，PWTT為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。現(xiàn)有技術(shù)如中國(guó)專(zhuān)利CN100413464C和德國(guó)專(zhuān)利DE10061189A1，通過(guò)對(duì)于兩點(diǎn)脈搏波反映心臟射血同一時(shí)刻的標(biāo)志點(diǎn)之間的時(shí)間差得到PWTT，并直接使用PWTT代替PWV計(jì)算血壓。然而，此方法忽略了外周測(cè)量點(diǎn)兩點(diǎn)之間的距離L對(duì)血壓計(jì)算的影響。由于人群個(gè)體差異的影響，L的大小會(huì)有差異性。因此，僅適用PWTT擬合血壓值會(huì)造成較大的誤差。

雖然現(xiàn)有技術(shù)中一些專(zhuān)利(如CN201110218935、CN201410537675、CN1524490A)也有使用脈搏波信號(hào)計(jì)算血壓，但都使用充氣、加壓的方式獲取脈搏波，并不是真正意義上的連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè),極少有專(zhuān)利能夠?qū)崿F(xiàn)真正的連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè)。

現(xiàn)有技術(shù)中還有一些其他專(zhuān)利(如CN201110218935、CN201610078117、CN1524490A)中提到使用壓力傳感器獲取對(duì)脈搏波的絕對(duì)壓力值，其方法對(duì)脈搏波的幅值要求高，但信號(hào)幅度會(huì)受到皮下脂肪和外部施加壓力的不同等因素影響其結(jié)果的準(zhǔn)確性。

綜上所述，現(xiàn)有技術(shù)的主要問(wèn)題在于：

1)充氣袖帶加壓的裝置不能實(shí)現(xiàn)真正意義的連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓檢測(cè)；

2)對(duì)于脈搏波采集的兩測(cè)量點(diǎn)之間距離L的測(cè)算方法有些難度，現(xiàn)有技術(shù)沒(méi)有提及確切的解決方案；

3)現(xiàn)有技術(shù)對(duì)沒(méi)有確切說(shuō)明心血管相關(guān)參數(shù)在使用PWV計(jì)算血壓時(shí)的影響，其采樣結(jié)果獲得對(duì)應(yīng)的血壓數(shù)值差異度大，所獲得的擬合曲線與實(shí)際情況偏差較大；

4)光電元件因探測(cè)部位皮膚顏色不同、瘢痕、角質(zhì)層過(guò)厚、與皮膚貼合不緊密等因素的影響導(dǎo)致結(jié)果偏差；

5)壓力傳感器獲取對(duì)脈搏波的絕對(duì)壓力值，其方法對(duì)脈搏波的幅值要求高，但信號(hào)幅度會(huì)受到皮下脂肪和外部施加壓力的不同等因素影響其結(jié)果的準(zhǔn)確性；

6)現(xiàn)有技術(shù)對(duì)于PWV計(jì)算收縮壓和舒張壓的關(guān)系沒(méi)有清楚的說(shuō)明，特別對(duì)于舒張壓的計(jì)算方法比較模糊。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明要解決的問(wèn)題是設(shè)計(jì)一種基于脈搏波傳導(dǎo)的連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè)裝置和方法，基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間(PWTT)及脈搏波傳導(dǎo)速度(PWV)實(shí)現(xiàn)連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè),無(wú)創(chuàng)、無(wú)充氣式袖帶、便攜、且具有很強(qiáng)的自適應(yīng)性、準(zhǔn)確性和可擴(kuò)展性。

本發(fā)明的關(guān)鍵技術(shù)在于：脈搏波是心臟射血和舒張的搏動(dòng)(振動(dòng))沿主動(dòng)脈向外周動(dòng)脈血管傳播而形成的波形，心臟—橈動(dòng)脈脈搏波速是指同一心動(dòng)周期，心肌搏動(dòng)的脈搏波傳導(dǎo)至手腕橈動(dòng)脈的速度，運(yùn)用傳感器接收橈動(dòng)脈血管受力發(fā)生的信號(hào)變化，通過(guò)計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間及心臟至動(dòng)脈測(cè)量點(diǎn)距離的關(guān)系及脈搏波傳導(dǎo)速度，經(jīng)血壓計(jì)內(nèi)部電腦芯片處理后測(cè)量人體的收縮壓、舒張壓，此方法還可以用于檢測(cè)人體兩個(gè)不同動(dòng)脈測(cè)量點(diǎn)之間的動(dòng)脈硬化情況。

基于上述關(guān)鍵技術(shù)，本發(fā)明采取的技術(shù)方案為：

一種基于脈搏波傳導(dǎo)的連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè)裝置，所述監(jiān)測(cè)裝置為腕表形態(tài)，主機(jī)殼(101)上配有心電信號(hào)采集模塊(104)，腕帶(102)對(duì)應(yīng)手腕橈動(dòng)脈處配有脈搏波信號(hào)采集模塊(103)，所述心電信號(hào)采集模塊(104)和脈搏波信號(hào)采集模塊(103)信號(hào)連接控制模塊(105)。

進(jìn)一步的，所述控制模塊包括依次連接的放大模塊(106)、濾波模塊(107)、AD轉(zhuǎn)換器(108)、血壓計(jì)算模塊(109)，所述放大模塊(106)與所述心電信號(hào)采集模塊(104)和脈搏波信號(hào)采集模塊(103)信號(hào)連接。

進(jìn)一步的，心電信號(hào)采集模塊(104)包括位于主機(jī)殼上蓋的心電上電極片(201)以及位于主機(jī)殼底面用于緊貼皮膚的心電下電極片(202)和心電地極片(203)，所述心電上電極片(201)、心電下電極片(202)、心電地極片(203)與控制模塊(105)連接。

進(jìn)一步的，所述心電信號(hào)采集模塊(104)包括用于緊貼左鎖骨下方的上貼電極(401)和左乳頭上方的下貼電極(402)，以及位于主機(jī)殼(101)上與控制模塊(105)連接的傳輸線接口(206)，所述上貼電極(401)和下貼電極(402)通過(guò)心電數(shù)據(jù)傳輸線(403)連接所述傳輸線接口(206)。

進(jìn)一步的，所述心電信號(hào)采集模塊(104)包括手動(dòng)心電信號(hào)采集模塊和自動(dòng)心電信號(hào)采集模塊；

所述手動(dòng)心電信號(hào)采集模塊包括位于主機(jī)殼上蓋的心電上電極片(201)以及位于主機(jī)殼底面用于緊貼皮膚的心電下電極片(202)和心電地極片(203)，所述心電上電極片(201)、心電下電極片(202)、心電地極片(203)與控制模塊(105)連接；

所述自動(dòng)心電信號(hào)采集模塊包括用于緊貼左鎖骨下方的上貼電極(401)和左乳頭上方的下貼電極(402)，以及位于主機(jī)殼(101)上與控制模塊(105)連接的的傳輸線接口(206)，所述上貼電極(401)和下貼電極(402)通過(guò)心電數(shù)據(jù)傳輸線(403)連接所述傳輸線接口(206)，需要說(shuō)明的是，對(duì)于心臟在右邊的人體，上貼電極(401)緊貼右鎖骨下方，下貼電極(402)緊貼右乳頭上方。

進(jìn)一步的，所述脈搏波信號(hào)采集模塊(103)包括緊固在腕帶(102)上的脈搏波傳感器(204)、以及連接脈搏波傳感器(204)和控制模塊(105)的傳感器連接線(205)，所述脈搏波傳感器(204)包括設(shè)置于傳感器外殼(303)的PVDF壓電薄膜(302)和硅膠觸頭(301)。

本發(fā)明的另一方面，還提出了基于脈搏波傳導(dǎo)的連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓簡(jiǎn)易監(jiān)測(cè)法，包括：

(1)通過(guò)脈搏波傳感器連續(xù)獲得橈動(dòng)脈搏動(dòng)點(diǎn)的一個(gè)周期的脈搏波信號(hào)S1并發(fā)送至控制模塊；

(2)對(duì)信號(hào)S1進(jìn)行分解得到左心室脈搏波和主動(dòng)脈脈搏波，同時(shí)得到舒張期時(shí)長(zhǎng)；

(3)計(jì)算左心室脈搏波和主動(dòng)脈脈搏波波峰之間的時(shí)間差PWTT；

(4)根據(jù)PWTT計(jì)算收縮壓PWTT_SBP；

(5)根據(jù)收縮壓PWTT_SBP和舒張期時(shí)長(zhǎng)計(jì)算舒張壓PWTT_DBP。

進(jìn)一步的，步驟(1)中采集脈搏波信號(hào)的間隔為2ms。

進(jìn)一步的，步驟(2)的具體方法為：

(201)識(shí)別信號(hào)S1中每個(gè)周期的頂點(diǎn)；

(202)對(duì)信號(hào)S1正則化得到信號(hào)S2；

(203)對(duì)信號(hào)S2累加得到位移信號(hào)S3；

(204)用β函數(shù)對(duì)信號(hào)S3進(jìn)行分解得到左心室脈搏波和主動(dòng)脈脈搏波；

(205)通過(guò)信號(hào)s3計(jì)算舒張期時(shí)長(zhǎng)Td[Td0,Td1,...Tdn]。

進(jìn)一步的，步驟(4)所述收縮壓PWTT_SBP計(jì)算的擬合公式為：

PWTT_SBP＝exp(pt1*PWTT)+pt2；

其中，pt1，pt2為為結(jié)合用戶(hù)相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)。

進(jìn)一步的，步驟(5)所述舒張壓PWTT_DBP計(jì)算的擬合公式為：

PWTT_DBP＝Td*exp{PWTT_SBP/(pt3·PWTT)2}-hr1*心率；

其中，Td是舒張期時(shí)長(zhǎng)；pt1、pt2為為結(jié)合用戶(hù)相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)。

本發(fā)明的另一方面，還提出了基于脈搏波傳導(dǎo)的連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓校準(zhǔn)值簡(jiǎn)易監(jiān)測(cè)法，包括：

(1)通過(guò)脈搏波傳感器和手動(dòng)心電信號(hào)采集模塊連續(xù)同步采集心電信號(hào)和脈搏波信號(hào)s1并發(fā)送至控制模塊；

(2)得到心-橈脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間hrPWTT；

(3)根據(jù)hrPWTT計(jì)算收縮壓PWTT_SBP；

(4)根據(jù)收縮壓PWTT_SBP和舒張期時(shí)長(zhǎng)計(jì)算舒張壓PWTT_DBP。

進(jìn)一步的，步驟(1)中同步采集心電信號(hào)和脈搏波信號(hào)的間隔為2ms。

進(jìn)一步的，步驟(2)的具體方法為：

(201)識(shí)別信號(hào)S1中每個(gè)周期的頂點(diǎn)；

(202)對(duì)信號(hào)S1正則化得到信號(hào)S2；

(203)對(duì)信號(hào)S2累加得到位移信號(hào)S3；

(204)提取信號(hào)S3中波谷值[V0,V1,...Vn]；

(205)識(shí)別心電信號(hào)的R波并標(biāo)記為[R0,R1,...Rn]；

(206)處理同一心跳周期的P[V0,V1,...Vn]和R波[R0,R1,...Rn]的時(shí)間差，得到心-橈脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間hrPWTT。

進(jìn)一步的，步驟(3)所述收縮壓PWTT_SBP計(jì)算的擬合公式為：

PWTT_SBP＝exp(pt1*hrPWTT)+pt2；

其中，pt1，pt2為為結(jié)合用戶(hù)相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)。

進(jìn)一步的，步驟(4)所述舒張壓PWTT_DBP計(jì)算的擬合公式為：

PWTT_DBP＝Td*exp{PWTT_SBP/(pt3·hrPWTT)2}-hr1*心率；

其中，Td是舒張期時(shí)長(zhǎng)；pt1、pt2為為結(jié)合用戶(hù)相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)。

本發(fā)明的另一方面，還提供了基于脈搏波傳導(dǎo)的連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓精確監(jiān)測(cè)法，包括：

(1)獲取被測(cè)者個(gè)人參數(shù)；

(2)通過(guò)脈搏波傳感器和心電信號(hào)采集模塊連續(xù)同步采集心電信號(hào)ECG、脈搏波信號(hào)s1并發(fā)送至控制模塊；

(3)得到心-橈脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間hrPWTT以及舒張期時(shí)長(zhǎng)TD；

(4)根據(jù)心-橈脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間hrPWTT計(jì)算心-橈脈搏波傳導(dǎo)速度hrPWV；

(5)根據(jù)心-橈脈搏波傳導(dǎo)速度hrPWV計(jì)算收縮壓PWV_SBP；

(6)根據(jù)收縮壓PWV_SBP以及舒張期時(shí)長(zhǎng)TD計(jì)算舒張壓PWV_DBP。

進(jìn)一步的，步驟(1)所述個(gè)人參數(shù)包括被測(cè)者的身高h(yuǎn)eight，體重BMI，年齡Age，吸煙情況和服藥情況。

進(jìn)一步的，步驟(2)中同步采集心電信號(hào)和脈搏波信號(hào)的間隔為2ms。

進(jìn)一步的，步驟(3)的具體過(guò)程為：

(201)識(shí)別信號(hào)S1中每個(gè)周期的頂點(diǎn)；

(202)對(duì)信號(hào)S1正則化得到信號(hào)S2；

(203)對(duì)信號(hào)S2累加得到位移信號(hào)S3；

(204)通過(guò)信號(hào)s3計(jì)算舒張期時(shí)長(zhǎng)Td[Td0,Td1,...Tdn]；

(205)提取信號(hào)S3中波谷值[V0,V1,...Vn]；

(206)識(shí)別心電信號(hào)的R波并標(biāo)記為[R0,R1,...Rn]；

(207)處理同一心跳周期的P[V0,V1,...Vn]和R波[R0,R1,...Rn]的時(shí)間差，得到心-橈脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間hrPWTT。

進(jìn)一步的，步驟(4)計(jì)算hrPWV的公式如下：

hrPWV＝(h1*身高-5.085)/hrPWTT；

其中，h1為擬合參數(shù)。

進(jìn)一步的，步驟(5)計(jì)算收縮壓PWV_SBP的公式如下：

PWV_SBP＝gen1×性別+pw1×hrPWV+bm1×BMI+age1×年齡+Sm1*吸煙者+drug1*服藥者；

其中，gen1、pw1、bm1、age1、Sm1、drug1為結(jié)合用戶(hù)相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)。

進(jìn)一步的，步驟(6)的計(jì)算公式為：

其中，通過(guò)位移信號(hào)s₃得到，RC₂值通過(guò)擬合參數(shù)獲得。

針對(duì)現(xiàn)有技術(shù)，本發(fā)明的有益效果為：本發(fā)明提供了一種無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)裝置及方法，實(shí)現(xiàn)了一種小型化、便攜、無(wú)需袖帶充氣加壓、且連續(xù)血壓測(cè)量裝置及方法。該設(shè)備不僅無(wú)需充氣袖帶就可以實(shí)現(xiàn)血壓計(jì)的功能，同時(shí)能夠?qū)崿F(xiàn)長(zhǎng)期連續(xù)監(jiān)測(cè)血壓變化，且只需如手表般佩戴于腕部，靈活運(yùn)用于各種生活場(chǎng)景。本發(fā)明在連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)的方法基于血流動(dòng)力學(xué)和血管彈性腔模型中血管參數(shù)的影響因素，使長(zhǎng)期連續(xù)血壓測(cè)量的結(jié)果更加可靠。

附圖說(shuō)明

圖1是本發(fā)明實(shí)施例中的裝置結(jié)構(gòu)示意圖；

圖2是本發(fā)明實(shí)施例中的腕表正面圖；

圖3是本發(fā)明實(shí)施例中的腕表背面圖(緊貼腕部皮膚)；

圖4是本發(fā)明實(shí)施例中的裝置佩戴在手腕的截面圖；

圖5是本發(fā)明實(shí)施例中的手動(dòng)心電信號(hào)采集示意圖(簡(jiǎn)易測(cè)量法的校準(zhǔn)操作方式)；

圖6是本發(fā)明實(shí)施例中的精確測(cè)量法佩戴圖(連續(xù))；

圖7是本發(fā)明實(shí)施例中的左心室-主動(dòng)脈PWTT示意圖；

圖8是本發(fā)明實(shí)施例中的脈搏波信號(hào)和心電信號(hào)示意圖；

圖9是本發(fā)明實(shí)施例中的還原位移信號(hào)S3示意圖；

圖10是本發(fā)明實(shí)施例中的舒張期時(shí)長(zhǎng)td定義圖；

圖11是本發(fā)明實(shí)施例中的心臟至橈動(dòng)脈的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間示意圖；

圖12是本發(fā)明實(shí)施例中的簡(jiǎn)易測(cè)量法及快速校準(zhǔn)簡(jiǎn)易測(cè)量法流程示意圖；

圖13是本發(fā)明實(shí)施例中的精確測(cè)量法的流程示意圖；

圖14是本發(fā)明實(shí)施例中的信號(hào)頂點(diǎn)識(shí)別流程示意圖；

圖15是本發(fā)明實(shí)施例中的舒張期時(shí)長(zhǎng)Td計(jì)算流程示意圖。

其中：

101、主機(jī)殼；102、腕帶；103、脈搏波信號(hào)采集模塊；104、心電信號(hào)采集模塊；

105、控制模塊；106、放大模塊；107、濾波模塊；108、AD轉(zhuǎn)換器；

109、血壓計(jì)算模塊；110、按鍵控制電路；111、電源電路；112、信號(hào)輸入輸出；

113、顯示模塊；201、心電上電極片；202、心電下電極片；203、心電地極片；

204、脈搏傳感器；205、傳感器連接線；206、胸貼式心電數(shù)據(jù)傳輸線接口；

207、橈骨；208、橈動(dòng)脈；209、手腕橫截面；301、硅膠觸頭；

302、PVDF壓電薄膜；303、傳感器外殼；401、上貼電極；402、下貼電極；

403、心電數(shù)據(jù)傳輸線；404、心臟。

具體實(shí)施方式

下面結(jié)合具體實(shí)施例對(duì)本發(fā)明做進(jìn)一步說(shuō)明。

本發(fā)明通過(guò)多次實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)和大量實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)擬合，建立了一套完整的PWTT、PWV與血壓關(guān)系的數(shù)學(xué)模型，驗(yàn)證了PWTT、PWV和血壓的關(guān)系，并可以實(shí)現(xiàn)連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè)。本發(fā)明使用了自主研發(fā)的“基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間(PWTT)及脈搏波傳導(dǎo)速度(PWV)的連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)裝置及方法”。脈搏波是心臟射血和舒張的搏動(dòng)(振動(dòng))沿主動(dòng)脈向外周動(dòng)脈血管傳播而形成的波形。心臟—橈動(dòng)脈脈搏波速是指同一心動(dòng)周期，心肌搏動(dòng)的脈搏波傳導(dǎo)至手腕橈動(dòng)脈的速度。運(yùn)用傳感器接收橈動(dòng)脈血管受力發(fā)生的信號(hào)變化，通過(guò)計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間及心臟至動(dòng)脈測(cè)量點(diǎn)距離的關(guān)系及脈搏波傳導(dǎo)速度，經(jīng)血壓計(jì)內(nèi)部電腦芯片處理后測(cè)量人體的收縮壓、舒張壓，此方法還可以用于檢測(cè)人體兩個(gè)不同動(dòng)脈測(cè)量點(diǎn)之間的動(dòng)脈硬化情況。

本發(fā)明所用裝置提供了兩種連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè)的方法和一種校正方法：

i.簡(jiǎn)易監(jiān)測(cè)法：可以只連續(xù)獲取單一動(dòng)脈位點(diǎn)的脈搏波(即一次心跳產(chǎn)生的脈搏波)分解出連續(xù)的心臟至主動(dòng)脈的PWTT便可得到連續(xù)的血壓值(擬合肱動(dòng)脈血壓值)。

ii.精確監(jiān)測(cè)法：連續(xù)獲取同一時(shí)刻獲取兩個(gè)不同動(dòng)脈搏動(dòng)點(diǎn)的脈搏波，獲得連續(xù)的兩動(dòng)脈間的PWV，可以監(jiān)測(cè)到精確的連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓值(擬合肱動(dòng)脈血壓值)。

iii.本發(fā)明針對(duì)簡(jiǎn)易測(cè)量法提供了一種用快速校正方法，即使用兩個(gè)不同動(dòng)脈脈搏波之間PWTT校正僅通過(guò)分解單個(gè)動(dòng)脈得到的PWTT，校正簡(jiǎn)易測(cè)量法的收縮壓SBP值，保證了簡(jiǎn)易測(cè)量結(jié)果的準(zhǔn)確性。

因此，綜上所述：

一、本發(fā)明提供一種無(wú)創(chuàng)連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓檢測(cè)的腕式佩戴裝置(如圖1所示)：

本發(fā)明的結(jié)構(gòu)如圖1所示，而本發(fā)明的主要形態(tài)為腕表，見(jiàn)圖2、圖3：包括配有顯示模塊113，其主機(jī)殼101上配有心電信號(hào)采集模塊104，腕帶102配有脈搏波信號(hào)采集模塊103，心電信號(hào)采集模塊104和脈搏波信號(hào)采集模塊103采集到的雙路信號(hào)經(jīng)過(guò)控制模塊105中的各個(gè)模塊(包括放大模塊106、濾波模塊107、AD轉(zhuǎn)換器108、血壓計(jì)算模塊109)處理后得到血壓值。

本發(fā)明還設(shè)有與控制模塊105連接的按鍵控制電路110、電源電路111、信號(hào)輸入輸出112。

本發(fā)明的應(yīng)用實(shí)例使用了心臟-橈動(dòng)脈的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間(hrPWTT)及其對(duì)應(yīng)的心臟-橈動(dòng)脈脈搏波傳導(dǎo)速度hrPWV，擬合肱動(dòng)脈血壓，實(shí)現(xiàn)連續(xù)動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè)。

采集動(dòng)脈脈搏波信號(hào)601是計(jì)算PWTT和PWV的前提。

本應(yīng)用實(shí)例中脈搏波信號(hào)采集模塊103包括：緊固在表帶102的脈搏波傳感器204其包括硅膠觸頭301、PVDF壓電薄膜302和傳感器外殼303、連接204和控制模塊105的傳感器連接線205。

本應(yīng)用實(shí)例將脈搏波信號(hào)采集模塊103中的脈搏波傳感器204放置在橈動(dòng)脈搏動(dòng)點(diǎn)208利用測(cè)量動(dòng)脈內(nèi)徑變化速度的方法獲得脈搏波信號(hào)，即橈動(dòng)脈的脈搏波601(見(jiàn)圖4)。

二、本發(fā)明提供的兩種連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)方法中，不同方法都需要脈搏波的獲取：

i.簡(jiǎn)易監(jiān)測(cè)法：只需要一個(gè)脈搏波傳感器(204)并連續(xù)獲得同一個(gè)動(dòng)脈搏動(dòng)點(diǎn)的脈搏波。本應(yīng)用實(shí)例中的脈搏波傳感器(204)選用壓電式電容傳感器放置于橈動(dòng)脈搏動(dòng)點(diǎn)(208)用于連續(xù)獲取橈動(dòng)脈脈搏波(601)。

ii.精確監(jiān)測(cè)法：需要至少一個(gè)脈搏波傳感器，連續(xù)獲取同一時(shí)刻兩個(gè)不同動(dòng)脈的脈搏波。本應(yīng)用實(shí)例獲取的脈搏波為橈動(dòng)脈脈搏波(501)和心臟脈搏波，由于心臟位置特殊，測(cè)得心臟脈搏波的關(guān)鍵是使用心電信號(hào)代替脈搏波信號(hào)(502)。

本應(yīng)用實(shí)例中心電信號(hào)采集模塊(104)包括兩組心電傳感器(201-203,401-402)和心電數(shù)據(jù)傳輸線403，并提供了兩種心電信號(hào)的獲取方法：

i.手動(dòng)心電信號(hào)采集：(圖2至圖4)使用單導(dǎo)聯(lián)心電傳感器，包括位于主機(jī)殼上蓋的心電上電極片(201)位于主機(jī)殼底面的心電下電極片(202)和心電地極片(203)。操作時(shí)202與203緊貼于手腕皮膚，另一手任意手指接觸201，即可構(gòu)成心電通路，獲得此時(shí)刻的連續(xù)心電信號(hào)，手指松開(kāi)，通路斷開(kāi)，信號(hào)斷開(kāi)。(見(jiàn)圖5)

ii.自動(dòng)心電信號(hào)采集：使用胸貼式心電傳感器，包括上貼電極(401)和下貼電極(402)，分別緊貼于左鎖骨下方和左乳頭上方，心電數(shù)據(jù)傳輸線(403)連接主機(jī)殼(101)上的傳輸線接口(206)，獲取到的連續(xù)心電信號(hào)可以實(shí)時(shí)傳輸至主機(jī)內(nèi)的控制模塊(105)。(見(jiàn)圖6)

三、本發(fā)明實(shí)施例實(shí)現(xiàn)連續(xù)監(jiān)測(cè)動(dòng)態(tài)血壓的方法中，簡(jiǎn)易測(cè)量法包括以下幾點(diǎn)：

i.簡(jiǎn)易測(cè)量法的關(guān)鍵是計(jì)算心臟射血產(chǎn)生的脈搏波傳導(dǎo)至主動(dòng)脈的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT(607)，具體實(shí)施方法為對(duì)獲取橈動(dòng)脈的一個(gè)周期的脈搏波(601)進(jìn)行分解，一個(gè)脈搏波包含了左心室射血時(shí)產(chǎn)生的脈搏波(602)和主動(dòng)脈受壓膨脹形成的主動(dòng)脈脈搏波(603),計(jì)算兩個(gè)波峰之間的時(shí)間差及為心臟射血產(chǎn)生的脈搏波傳導(dǎo)至主動(dòng)脈的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT(607)(見(jiàn)圖7)。

ii.簡(jiǎn)易測(cè)量法中收縮壓PWTT_SBP計(jì)算的示例性擬合公式為公式1：

PWTT_SBP＝exp(pt1*PWTT)+pt2 (公式1)

其中，pt1，pt2為為結(jié)合用戶(hù)相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)，根據(jù)個(gè)體差異的變化而變化。

iii.簡(jiǎn)易測(cè)量法中收舒張壓PWTT_DBP計(jì)算的示例性擬合公式為公式2：

PWTT_DBP＝Td*exp{PWTT_SBP/(pt3·PWTT)²}-hr1*心率(公式2)

其中，Td是舒張期時(shí)長(zhǎng)；pt1、pt2為為結(jié)合用戶(hù)相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)，根據(jù)個(gè)體差異的不同其值相應(yīng)發(fā)生變化。

四、本實(shí)施例實(shí)現(xiàn)連續(xù)監(jiān)測(cè)動(dòng)態(tài)血壓的方法中，精確測(cè)量法包括以下幾點(diǎn)：

i.精確測(cè)量法的必須獲取被測(cè)者的身高h(yuǎn)eight，體重BMI，年齡Age，吸煙情況和服藥情況。

ii.精確測(cè)量法的關(guān)鍵是計(jì)算心臟射血產(chǎn)生的脈搏波傳導(dǎo)至橈動(dòng)脈采集點(diǎn)的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間hrPWTT，具體實(shí)施方法是同時(shí)采集獲取心電信號(hào)(502)和橈動(dòng)脈脈搏波(501)，計(jì)算的雙路信號(hào)中R波波峰和其后相鄰的橈動(dòng)脈脈搏波(501)的波谷之間的時(shí)間差，即為hrPWTT。

iii.精確測(cè)量法的計(jì)算心臟射血產(chǎn)生的脈搏波傳導(dǎo)至橈動(dòng)脈采集點(diǎn)的脈搏波傳導(dǎo)速度hrPWV是通過(guò)表達(dá)式：

hrPWV＝(h1*身高-5.085)/hrPWTT (公式3)

其中，心臟至橈動(dòng)脈的距離的擬合公式為L(zhǎng)＝h1*身高-5.085，其中，h1為擬合參數(shù)，根據(jù)個(gè)體差異的不同其值相應(yīng)發(fā)生變化。

精確測(cè)量法中收縮壓PWV_SBP計(jì)算的示例性擬合公式為

i.關(guān)于PWV的收縮壓SBP的示例性擬合公式為：

PWV_SBP＝gen1×性別+pw1×hrPWV+bm1×BMI+age1×年齡+Sm1*吸煙者

+drug1*服藥者 (公式4)

其中，gen1、pw1、bm1、age1、Sm1、drug1為結(jié)合用戶(hù)相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)，根據(jù)個(gè)體差異的不同其值相應(yīng)發(fā)生變化。

ii.關(guān)于PWV的舒張壓DBP的示例性擬合公式為：

其中，我們可以通過(guò)位移信號(hào)s₃得到，RC₂值通過(guò)擬合參數(shù)獲得。

五、本發(fā)明為簡(jiǎn)易測(cè)量法提供了一種快速校準(zhǔn)的方法，即使用橈動(dòng)脈和心臟脈搏波(心電信號(hào)代替)之間hrPWTT，代替簡(jiǎn)易測(cè)量法中通過(guò)分解橈動(dòng)脈脈搏波得到的PWTT，校正收縮壓SBP值，保證了簡(jiǎn)易測(cè)量結(jié)果的準(zhǔn)確性。(操作圖如圖5所示，過(guò)程見(jiàn)圖12的流程圖中900-711)。

六、本發(fā)明的技術(shù)方案還包括血壓計(jì)算模塊對(duì)脈搏波信號(hào)處理的方法：所述信號(hào)血壓計(jì)算模塊109中將脈搏波形信號(hào)的速度信號(hào)S1還原位移信號(hào)S3(即602)并對(duì)位移信號(hào)S3中每個(gè)周期的峰值進(jìn)行識(shí)別的方法。(圖8、圖9、圖13、圖14)

i.血壓計(jì)算模塊對(duì)脈搏波信號(hào)S1的頂點(diǎn)進(jìn)行識(shí)別，其主要步驟見(jiàn)圖14；

ii.通過(guò)信號(hào)分析處理模塊將橈動(dòng)脈脈搏波信號(hào)s1正則化處理得到脈搏波信號(hào)s2；

iii.對(duì)s₂累加還原位移信號(hào)S3，反映血管半徑受心臟射血和舒張因素的影響發(fā)生的變化。(如圖9所示)、

iv.簡(jiǎn)易測(cè)量法中需要對(duì)信號(hào)s3使用β函數(shù)進(jìn)行分解，得到左心室脈搏波和主動(dòng)脈脈搏波識(shí)別，并識(shí)別提取信號(hào)左心室脈搏波的波峰值和中動(dòng)脈的脈搏波波峰值。

精確測(cè)量法中需標(biāo)記信號(hào)s3的波谷V[V₀,V₁,…V_n]。

七、本發(fā)明的技術(shù)方案還包括：所述血壓計(jì)算模塊(109)對(duì)還原后的位移信號(hào)S3中每個(gè)周期提取心臟舒張期時(shí)長(zhǎng)Td[Td0,Td1...Tdn]的方法(圖10)。具體方法見(jiàn)圖15；用β函數(shù)擬合位移信號(hào)S3，計(jì)算差值信號(hào)，得到舒張期時(shí)長(zhǎng)。

八、本發(fā)明的技術(shù)方案還包括：識(shí)別心電R波對(duì)應(yīng)的時(shí)間點(diǎn)標(biāo)記R[R₀,R₁,…R_n]，

以及處理同一心跳周期內(nèi)的雙路信號(hào)(即，脈搏波信號(hào)S3和ECG)中已經(jīng)標(biāo)記的P[P₀,P₁,…P_n]和R[R₀,R₁,…R_n]之間的時(shí)間差,得到心臟-橈動(dòng)脈的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間hrPWTT，如圖11。

本發(fā)明提供了一種無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)裝置及方法，實(shí)現(xiàn)了一種小型化、便攜、無(wú)需袖帶充氣加壓、且連續(xù)血壓測(cè)量裝置及方法。該設(shè)備不僅無(wú)需充氣袖帶就可以實(shí)現(xiàn)血壓計(jì)的功能，同時(shí)能夠?qū)崿F(xiàn)長(zhǎng)期連續(xù)監(jiān)測(cè)血壓變化，且只需如手表般佩戴于腕部，靈活運(yùn)用于各種生活場(chǎng)景。本發(fā)明在連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)的方法基于血流動(dòng)力學(xué)和血管彈性腔模型中血管參數(shù)的影響因素，使長(zhǎng)期連續(xù)血壓測(cè)量的結(jié)果更加可靠。

以上所述僅為本發(fā)明的具體實(shí)施例而已，并不用于限定本發(fā)明的保護(hù)范圍，凡在本發(fā)明的精神和原則之內(nèi)，所做的任何修改、等同替換、改進(jìn)等，均應(yīng)包含在本發(fā)明的保護(hù)范圍之內(nèi)。