本發(fā)明屬于無創(chuàng)動態(tài)血壓連續(xù)監(jiān)測技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種通過獲得脈搏波傳導(dǎo)時間及速度實現(xiàn)動態(tài)血壓連續(xù)監(jiān)測的裝置及方法。

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。中國心血管病患病率處于持續(xù)上升階段。截止2014年末，全國大約有心血管病患者2.9億(《中國心血管病報告2014》)。高血壓是最常見的心血管疾病，以體循環(huán)動脈壓增高為主要表現(xiàn)的臨床綜合征。動脈壓包括收縮壓(SBP)和舒張壓(DBP)，一個心動周期過程中動脈血壓的平均值稱為平均動脈壓(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、長期鈉攝入量過大、吸煙、肥胖、酗酒、缺乏運動等。長期高血壓會改變動脈脈管的結(jié)構(gòu)進而影響心臟、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監(jiān)測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患者進行定期的血壓測量，其測量要符合3個條件：第一，分別測3次血壓；第二，3次測量血壓不能是同一天；第三，收縮壓≥140mmHg，舒張壓≥90mmHg。對于已經(jīng)診斷為高血壓的患者則需要每天測量血壓。血壓測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)測動脈血壓，此方法能夠精確測量動脈壓，但是危險系數(shù)和且護理成本皆很高，此方法并不是常用方法。目前市場上的大部分無創(chuàng)血壓測量產(chǎn)品采用的是聽診法(Korotkoff‘s Sound)和示波法(Oscillography)。這兩種方法都需要佩戴充氣式袖帶，并對動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，通過充氣加壓后，機器內(nèi)置的芯片和壓力感應(yīng)元器件對震蕩波的變化做出判斷，得到收縮壓和舒張壓。但由于電子血壓計始終與人耳聽力有所差別，因此多次測量后結(jié)果時有不準(zhǔn)，有時會出現(xiàn)較大誤差。至今，使用聽診法和水銀柱血壓計測量的血壓值仍是醫(yī)療機構(gòu)診斷高血壓病患的黃金參考標(biāo)準(zhǔn)。然而，聽診法對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明的要求，且聽診器的放置位置也有一定要求，如果操作不當(dāng)，結(jié)果也會出現(xiàn)較大誤差。對于不同的操作者，因個體差異造成聽力有所不同，測量結(jié)果也會有差異。無論使用哪種方法，都無法避免充氣加壓造成的不舒適感。通常，一次血壓測量需要用時1分鐘左右。此外，測量用的袖帶的尺寸長短也需要根據(jù)個體差異進行更換，否則也會對測量結(jié)果造成影響。因此，現(xiàn)有的非入侵血壓測量法都不適合頻繁多次和需要長期連續(xù)監(jiān)控血壓變化的高血壓患者。對于需要連續(xù)血壓監(jiān)控的使用者來說，長期對佩戴位置施加壓力會造成局部皮膚充血，且在夜晚使用時佩戴者會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量血壓的方法被多次提出，血流動力學(xué)領(lǐng)域的有大量文獻研究指出，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指的是脈搏波在動脈系統(tǒng)的兩個既定點間的傳播速度。普遍意義上的PWV的計算公式如下：PWV＝L/PWTT。其中，L為兩個動脈脈搏波檢測點的距離，PWTT為脈搏波傳導(dǎo)時間。

一個完整的脈搏波主要由兩個壓力波構(gòu)成，分別是于心室收縮射血產(chǎn)生的壓力波和升主動脈接受射血迅速膨脹產(chǎn)生的壓力波，因此，脈搏波具有機械波的性質(zhì)并以極快的速度從心臟出發(fā)沿動脈樹傳導(dǎo)。脈搏波在傳導(dǎo)時發(fā)生的能量轉(zhuǎn)換主要是脈搏波傳導(dǎo)時的動能和動脈腔彈性勢能之間的能量轉(zhuǎn)換。根據(jù)血流動力學(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成正比且動脈彈性越差的情況下，脈搏波的傳導(dǎo)速度越快。進一步對關(guān)于血流動力學(xué)中楊氏模量的公式E＝ΔP·Dd/(ΔD·h)(其中，h為動脈壁厚度，ΔP為血壓變化，Dd為舒張期末血管直徑，ΔD為血管直徑變化)進行分析可見，血管彈性與血壓尤其收縮壓變化有直接關(guān)系，因此血流動力學(xué)方面證實了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，動脈內(nèi)徑、厚度、血液密度、動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脈壓計算。對于大多數(shù)人群來說，肱動脈則是更常用的血壓測量位點。因此，對于使用心臟至肱動脈的脈搏波速計算血壓更適用于大多人群的需求。然而，肱動脈的位置并不適合長期佩戴測量儀器，故使用心臟-橈動脈較為適合。通過對ECG信號R波的識別，可以對提取心臟射血時間點。對于橈動脈脈搏波獲取的方法，可以通過對橈動脈脈搏最強點直接測量獲得橈動脈脈搏波，并與ECG信號共同處理，獲得脈搏波傳導(dǎo)速度。Pwv的變化與收縮壓變化的對應(yīng)關(guān)系較為明顯，但對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)的變化對血壓的影響。

在血流動力學(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)看做一個等效電路。電源產(chǎn)生周期性電勢差，代表了心臟的功能，q代表血流；L為電感，代表了動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，代表了各級動脈血管，靠近電流源的C1代表主動脈，C2代表動脈分支，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，血流動力學(xué)提出了血管膨脹性(Distensibility)的概念，其與動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在血流動力學(xué)的研究中提出了PWV與血壓變化的關(guān)系表達式：PWV²＝ΔP·V/(ΔV·ρ)(其中，h為動脈壁厚度，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)并通過采樣得到回歸方程(其中R為血液流動的血管阻力，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)動脈血管對血液積聚能量的度量；t_d為舒張期的時間。)進而得到更精準(zhǔn)的血壓數(shù)值。

普遍意義上的PWV的計算公式如下：PWV＝L/PWTT。其中，L為兩個動脈脈搏波檢測點的距離，PWTT為脈搏波傳導(dǎo)時間?，F(xiàn)有技術(shù)如中國專利CN100413464C和德國專利DE10061189A1，通過對于兩點脈搏波反映心臟射血同一時刻的標(biāo)志點之間的時間差得到PWTT，并直接使用PWTT代替PWV計算血壓。然而，此方法忽略了外周測量點兩點之間的距離L對血壓計算的影響。由于人群個體差異的影響，L的大小會有差異性。因此，僅適用PWTT擬合血壓值會造成較大的誤差。

雖然現(xiàn)有技術(shù)中一些專利(如CN201110218935、CN201410537675、CN1524490A)也有使用脈搏波信號計算血壓，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)動態(tài)血壓監(jiān)測,極少有專利能夠?qū)崿F(xiàn)真正的連續(xù)動態(tài)血壓監(jiān)測。

現(xiàn)有技術(shù)中還有一些其他專利(如CN201110218935、CN201610078117、CN1524490A)中提到使用壓力傳感器獲取對脈搏波的絕對壓力值，其方法對脈搏波的幅值要求高，但信號幅度會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)的主要問題在于：

1)充氣袖帶加壓的裝置不能實現(xiàn)真正意義的連續(xù)動態(tài)血壓檢測；

2)對于脈搏波采集的兩測量點之間距離L的測算方法有些難度，現(xiàn)有技術(shù)沒有提及確切的解決方案；

3)現(xiàn)有技術(shù)對沒有確切說明心血管相關(guān)參數(shù)在使用PWV計算血壓時的影響，其采樣結(jié)果獲得對應(yīng)的血壓數(shù)值差異度大，所獲得的擬合曲線與實際情況偏差較大；

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

5)壓力傳感器獲取對脈搏波的絕對壓力值，其方法對脈搏波的幅值要求高，但信號幅度會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)對于PWV計算收縮壓和舒張壓的關(guān)系沒有清楚的說明，特別對于舒張壓的計算方法比較模糊。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明要解決的問題是設(shè)計一種基于脈搏波傳導(dǎo)的連續(xù)動態(tài)血壓監(jiān)測裝置和方法，基于脈搏波傳導(dǎo)時間(PWTT)及脈搏波傳導(dǎo)速度(PWV)實現(xiàn)連續(xù)動態(tài)血壓監(jiān)測,無創(chuàng)、無充氣式袖帶、便攜、且具有很強的自適應(yīng)性、準(zhǔn)確性和可擴展性。

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(振動)沿主動脈向外周動脈血管傳播而形成的波形，心臟—橈動脈脈搏波速是指同一心動周期，心肌搏動的脈搏波傳導(dǎo)至手腕橈動脈的速度，運用傳感器接收橈動脈血管受力發(fā)生的信號變化，通過計算脈搏波傳導(dǎo)時間及心臟至動脈測量點距離的關(guān)系及脈搏波傳導(dǎo)速度，經(jīng)血壓計內(nèi)部電腦芯片處理后測量人體的收縮壓、舒張壓，此方法還可以用于檢測人體兩個不同動脈測量點之間的動脈硬化情況。

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)動態(tài)血壓監(jiān)測裝置，所述監(jiān)測裝置為腕表形態(tài)，主機殼(101)上配有心電信號采集模塊(104)，腕帶(102)對應(yīng)手腕橈動脈處配有脈搏波信號采集模塊(103)，所述心電信號采集模塊(104)和脈搏波信號采集模塊(103)信號連接控制模塊(105)。

進一步的，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)、血壓計算模塊(109)，所述放大模塊(106)與所述心電信號采集模塊(104)和脈搏波信號采集模塊(103)信號連接。

進一步的，心電信號采集模塊(104)包括位于主機殼上蓋的心電上電極片(201)以及位于主機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。

進一步的，所述心電信號采集模塊(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)通過心電數(shù)據(jù)傳輸線(403)連接所述傳輸線接口(206)。

進一步的，所述心電信號采集模塊(104)包括手動心電信號采集模塊和自動心電信號采集模塊；

所述手動心電信號采集模塊包括位于主機殼上蓋的心電上電極片(201)以及位于主機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；

所述自動心電信號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)通過心電數(shù)據(jù)傳輸線(403)連接所述傳輸線接口(206)，需要說明的是，對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。

進一步的，所述脈搏波信號采集模塊(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)動態(tài)血壓簡易監(jiān)測法，包括：

(1)通過脈搏波傳感器連續(xù)獲得橈動脈搏動點的一個周期的脈搏波信號S1并發(fā)送至控制模塊；

(2)對信號S1進行分解得到左心室脈搏波和主動脈脈搏波，同時得到舒張期時長；

(3)計算左心室脈搏波和主動脈脈搏波波峰之間的時間差PWTT；

(4)根據(jù)PWTT計算收縮壓PWTT_SBP；

(5)根據(jù)收縮壓PWTT_SBP和舒張期時長計算舒張壓PWTT_DBP。

進一步的，步驟(1)中采集脈搏波信號的間隔為2ms。

進一步的，步驟(2)的具體方法為：

(201)識別信號S1中每個周期的頂點；

(202)對信號S1正則化得到信號S2；

(203)對信號S2累加得到位移信號S3；

(204)用β函數(shù)對信號S3進行分解得到左心室脈搏波和主動脈脈搏波；

(205)通過信號s3計算舒張期時長Td[Td0,Td1,...Tdn]。

進一步的，步驟(4)所述收縮壓PWTT_SBP計算的擬合公式為：

PWTT_SBP＝exp(pt1*PWTT)+pt2；

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

進一步的，步驟(5)所述舒張壓PWTT_DBP計算的擬合公式為：

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

其中，Td是舒張期時長；pt1、pt2為為結(jié)合用戶相關(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)動態(tài)血壓校準(zhǔn)值簡易監(jiān)測法，包括：

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

(2)得到心-橈脈搏波傳導(dǎo)時間hrPWTT；

(3)根據(jù)hrPWTT計算收縮壓PWTT_SBP；

(4)根據(jù)收縮壓PWTT_SBP和舒張期時長計算舒張壓PWTT_DBP。

進一步的，步驟(1)中同步采集心電信號和脈搏波信號的間隔為2ms。

進一步的，步驟(2)的具體方法為：

(201)識別信號S1中每個周期的頂點；

(202)對信號S1正則化得到信號S2；

(203)對信號S2累加得到位移信號S3；

(204)提取信號S3中波谷值[V0,V1,...Vn]；

(205)識別心電信號的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]的時間差，得到心-橈脈搏波傳導(dǎo)時間hrPWTT。

進一步的，步驟(3)所述收縮壓PWTT_SBP計算的擬合公式為：

PWTT_SBP＝exp(pt1*hrPWTT)+pt2；

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

進一步的，步驟(4)所述舒張壓PWTT_DBP計算的擬合公式為：

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

其中，Td是舒張期時長；pt1、pt2為為結(jié)合用戶相關(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)動態(tài)血壓精確監(jiān)測法，包括：

(1)獲取被測者個人參數(shù)；

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

(3)得到心-橈脈搏波傳導(dǎo)時間hrPWTT以及舒張期時長TD；

(4)根據(jù)心-橈脈搏波傳導(dǎo)時間hrPWTT計算心-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計算收縮壓PWV_SBP；

(6)根據(jù)收縮壓PWV_SBP以及舒張期時長TD計算舒張壓PWV_DBP。

進一步的，步驟(1)所述個人參數(shù)包括被測者的身高height，體重BMI，年齡Age，吸煙情況和服藥情況。

進一步的，步驟(2)中同步采集心電信號和脈搏波信號的間隔為2ms。

進一步的，步驟(3)的具體過程為：

(201)識別信號S1中每個周期的頂點；

(202)對信號S1正則化得到信號S2；

(203)對信號S2累加得到位移信號S3；

(204)通過信號s3計算舒張期時長Td[Td0,Td1,...Tdn]；

(205)提取信號S3中波谷值[V0,V1,...Vn]；

(206)識別心電信號的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]的時間差，得到心-橈脈搏波傳導(dǎo)時間hrPWTT。

進一步的，步驟(4)計算hrPWV的公式如下：

hrPWV＝(h1*身高-5.085)/hrPWTT；

其中，h1為擬合參數(shù)。

進一步的，步驟(5)計算收縮壓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)合用戶相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)。

進一步的，步驟(6)的計算公式為：

其中，通過位移信號s₃得到，RC₂值通過擬合參數(shù)獲得。

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

附圖說明

圖1是本發(fā)明實施例中的裝置結(jié)構(gòu)示意圖；

圖2是本發(fā)明實施例中的腕表正面圖；

圖3是本發(fā)明實施例中的腕表背面圖(緊貼腕部皮膚)；

圖4是本發(fā)明實施例中的裝置佩戴在手腕的截面圖；

圖5是本發(fā)明實施例中的手動心電信號采集示意圖(簡易測量法的校準(zhǔn)操作方式)；

圖6是本發(fā)明實施例中的精確測量法佩戴圖(連續(xù))；

圖7是本發(fā)明實施例中的左心室-主動脈PWTT示意圖；

圖8是本發(fā)明實施例中的脈搏波信號和心電信號示意圖；

圖9是本發(fā)明實施例中的還原位移信號S3示意圖；

圖10是本發(fā)明實施例中的舒張期時長td定義圖；

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

圖12是本發(fā)明實施例中的簡易測量法及快速校準(zhǔn)簡易測量法流程示意圖；

圖13是本發(fā)明實施例中的精確測量法的流程示意圖；

圖14是本發(fā)明實施例中的信號頂點識別流程示意圖；

圖15是本發(fā)明實施例中的舒張期時長Td計算流程示意圖。

其中：

101、主機殼；102、腕帶；103、脈搏波信號采集模塊；104、心電信號采集模塊；

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

109、血壓計算模塊；110、按鍵控制電路；111、電源電路；112、信號輸入輸出；

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。

具體實施方式

下面結(jié)合具體實施例對本發(fā)明做進一步說明。

本發(fā)明通過多次實驗設(shè)計和大量實驗數(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，驗證了PWTT、PWV和血壓的關(guān)系，并可以實現(xiàn)連續(xù)動態(tài)血壓監(jiān)測。本發(fā)明使用了自主研發(fā)的“基于脈搏波傳導(dǎo)時間(PWTT)及脈搏波傳導(dǎo)速度(PWV)的連續(xù)血壓監(jiān)測裝置及方法”。脈搏波是心臟射血和舒張的搏動(振動)沿主動脈向外周動脈血管傳播而形成的波形。心臟—橈動脈脈搏波速是指同一心動周期，心肌搏動的脈搏波傳導(dǎo)至手腕橈動脈的速度。運用傳感器接收橈動脈血管受力發(fā)生的信號變化，通過計算脈搏波傳導(dǎo)時間及心臟至動脈測量點距離的關(guān)系及脈搏波傳導(dǎo)速度，經(jīng)血壓計內(nèi)部電腦芯片處理后測量人體的收縮壓、舒張壓，此方法還可以用于檢測人體兩個不同動脈測量點之間的動脈硬化情況。

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

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

ii.精確監(jiān)測法：連續(xù)獲取同一時刻獲取兩個不同動脈搏動點的脈搏波，獲得連續(xù)的兩動脈間的PWV，可以監(jiān)測到精確的連續(xù)動態(tài)血壓值(擬合肱動脈血壓值)。

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

因此，綜上所述：

一、本發(fā)明提供一種無創(chuàng)連續(xù)動態(tài)血壓檢測的腕式佩戴裝置(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，見圖2、圖3：包括配有顯示模塊113，其主機殼101上配有心電信號采集模塊104，腕帶102配有脈搏波信號采集模塊103，心電信號采集模塊104和脈搏波信號采集模塊103采集到的雙路信號經(jīng)過控制模塊105中的各個模塊(包括放大模塊106、濾波模塊107、AD轉(zhuǎn)換器108、血壓計算模塊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、信號輸入輸出112。

本發(fā)明的應(yīng)用實例使用了心臟-橈動脈的脈搏波傳導(dǎo)時間(hrPWTT)及其對應(yīng)的心臟-橈動脈脈搏波傳導(dǎo)速度hrPWV，擬合肱動脈血壓，實現(xiàn)連續(xù)動態(tài)血壓監(jiān)測。

采集動脈脈搏波信號601是計算PWTT和PWV的前提。

本應(yīng)用實例中脈搏波信號采集模塊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)用實例將脈搏波信號采集模塊103中的脈搏波傳感器204放置在橈動脈搏動點208利用測量動脈內(nèi)徑變化速度的方法獲得脈搏波信號，即橈動脈的脈搏波601(見圖4)。

二、本發(fā)明提供的兩種連續(xù)血壓監(jiān)測方法中，不同方法都需要脈搏波的獲?。?/p>

i.簡易監(jiān)測法：只需要一個脈搏波傳感器(204)并連續(xù)獲得同一個動脈搏動點的脈搏波。本應(yīng)用實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脈搏動點(208)用于連續(xù)獲取橈動脈脈搏波(601)。

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

本應(yīng)用實例中心電信號采集模塊(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的獲取方法：

i.手動心電信號采集：(圖2至圖4)使用單導(dǎo)聯(lián)心電傳感器，包括位于主機殼上蓋的心電上電極片(201)位于主機殼底面的心電下電極片(202)和心電地極片(203)。操作時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，獲得此時刻的連續(xù)心電信號，手指松開，通路斷開，信號斷開。(見圖5)

ii.自動心電信號采集：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)連接主機殼(101)上的傳輸線接口(206)，獲取到的連續(xù)心電信號可以實時傳輸至主機內(nèi)的控制模塊(105)。(見圖6)

三、本發(fā)明實施例實現(xiàn)連續(xù)監(jiān)測動態(tài)血壓的方法中，簡易測量法包括以下幾點：

i.簡易測量法的關(guān)鍵是計算心臟射血產(chǎn)生的脈搏波傳導(dǎo)至主動脈的脈搏波傳導(dǎo)時間PWTT(607)，具體實施方法為對獲取橈動脈的一個周期的脈搏波(601)進行分解，一個脈搏波包含了左心室射血時產(chǎn)生的脈搏波(602)和主動脈受壓膨脹形成的主動脈脈搏波(603),計算兩個波峰之間的時間差及為心臟射血產(chǎn)生的脈搏波傳導(dǎo)至主動脈的脈搏波傳導(dǎo)時間PWTT(607)(見圖7)。

ii.簡易測量法中收縮壓PWTT_SBP計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)合用戶相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)，根據(jù)個體差異的變化而變化。

iii.簡易測量法中收舒張壓PWTT_DBP計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是舒張期時長；pt1、pt2為為結(jié)合用戶相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)，根據(jù)個體差異的不同其值相應(yīng)發(fā)生變化。

四、本實施例實現(xiàn)連續(xù)監(jiān)測動態(tài)血壓的方法中，精確測量法包括以下幾點：

i.精確測量法的必須獲取被測者的身高height，體重BMI，年齡Age，吸煙情況和服藥情況。

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

iii.精確測量法的計算心臟射血產(chǎn)生的脈搏波傳導(dǎo)至橈動脈采集點的脈搏波傳導(dǎo)速度hrPWV是通過表達式：

hrPWV＝(h1*身高-5.085)/hrPWTT (公式3)

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

精確測量法中收縮壓PWV_SBP計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)合用戶相關(guān)參數(shù)的擬合參數(shù)，根據(jù)個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，我們可以通過位移信號s₃得到，RC₂值通過擬合參數(shù)獲得。

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

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

i.血壓計算模塊對脈搏波信號S1的頂點進行識別，其主要步驟見圖14；

ii.通過信號分析處理模塊將橈動脈脈搏波信號s1正則化處理得到脈搏波信號s2；

iii.對s₂累加還原位移信號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.簡易測量法中需要對信號s3使用β函數(shù)進行分解，得到左心室脈搏波和主動脈脈搏波識別，并識別提取信號左心室脈搏波的波峰值和中動脈的脈搏波波峰值。

精確測量法中需標(biāo)記信號s3的波谷V[V₀,V₁,…V_n]。

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

八、本發(fā)明的技術(shù)方案還包括：識別心電R波對應(yīng)的時間點標(biāo)記R[R₀,R₁,…R_n]，

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

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

以上所述僅為本發(fā)明的具體實施例而已，并不用于限定本發(fā)明的保護范圍，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、改進等，均應(yīng)包含在本發(fā)明的保護范圍之內(nèi)。