本發(fā)明涉及動脈血壓測量技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種具備自適應(yīng)校準功能的高準確度連續(xù)無創(chuàng)血壓測量裝置。

背景技術(shù)：

動脈血壓是反映循環(huán)系統(tǒng)狀態(tài)、評估器官灌注的主要指標之一，是圍手術(shù)期監(jiān)護的重要生命體征參數(shù)。目前圍術(shù)期常用的血壓監(jiān)測方法可以分為有創(chuàng)測量和無創(chuàng)測量。有創(chuàng)測量是指將專用管道置入機體的循環(huán)系統(tǒng)內(nèi)，通過轉(zhuǎn)換器將機械勢能轉(zhuǎn)化為電子信號后在監(jiān)護設(shè)備上實時顯示血壓變化的技術(shù)。有創(chuàng)測量方法可以連續(xù)、準確地測量每搏血壓，但其可能造成的危險與傷害也不容忽視。無創(chuàng)測量常用的方法是袖帶示波法，這種技術(shù)操作簡單且精確度已得到臨床認可，被廣泛用于健康體檢和圍術(shù)期監(jiān)護。但是，袖帶示波法只能每隔3-5分鐘間斷地測量血壓，無法實時跟蹤動脈血壓的變化。

為此，醫(yī)學(xué)界提出了連續(xù)無創(chuàng)測量每搏血壓的要求。在現(xiàn)有的各種技術(shù)方案中，利用脈搏波傳播時間/速度(PTT/PWV)連續(xù)無創(chuàng)測量每博血壓的方法逐漸成為研究的熱點。該測量方法通過一個或多個光電傳感器和一組心電電極同步獲得容積脈搏波(PhotoPlethysmoGraphy PPG)和心電信號(ECG)，利用PPG與ECG之間的時間差或兩個PPG之間的時間差計算出PTT/PWV；探索PTT/PWV與血壓之間的函數(shù)關(guān)系并建立數(shù)學(xué)模型，利用可測量的PTT/PWV來估算血壓。很多學(xué)術(shù)論文報道了利用PTT/PWV連續(xù)無創(chuàng)測量每博血壓的原理，例如Yan Chen，Changyun Wen,Guocai Tao,Min Bi,and Guoqi Li《A Novel Modeling Methodology of the Relationship Between Blood Pressure and Pulse Wave Velocity》；Yan Chen，Changyun Wen,Guocai Tao and Min Bi《Continuous and Noninvasive Measurement of Systolic and Diastolic Blood Pressure by One Mathematical Model with the Same Model Parameters and Two Separate Pulse Wave Velocities》；Younhee Choi,Qiao Zhang,Seokbum Ko《Noninvasive cuffless blood pressure estimation using pulse transit time and Hilbert–Huang transform》；Zheng Y,Poon CC,Yan BP,Lau JY《Pulse Arrival Time Based Cuff-Less and 24-H Wearable Blood Pressure Monitoring and its Diagnostic Value in Hypertension》；Mukkamala R,Hahn JO,Inan OT,Mestha LK,Kim CS,H,Kyal S《Toward Ubiquitous Blood Pressure Monitoring via Pulse Transit Time:Theory and Practice》。很多專利公開了利用PTT/PWV連續(xù)無創(chuàng)測量每博血壓的具體實施方法或裝置，例如中國專利CN101229058A、CN102811659A、CN1127939C，美國專利5865755、5857975、5649543、9364158和歐洲專利0413267等。

現(xiàn)有的利用PTT/PWV測量血壓的方法和技術(shù)都需要采用傳統(tǒng)的袖帶示波法測量一個或一組血壓值來進行初始校準，校準的理由是PTT/PWV與血壓的相關(guān)關(guān)系是對象依賴的，即每個個體的PTT/PWV與血壓之間存在確定的關(guān)系，校準的目的是確定與對象相適應(yīng)的數(shù)學(xué)模型參數(shù)。然而，現(xiàn)有方法具有一定局限性，只能應(yīng)用在循環(huán)系統(tǒng)沒有受到外界干擾的條件下。因為只有在無干擾的條件下，對個體而言PTT與血壓的關(guān)系才具有較強的規(guī)律性，才可能通過確定的函數(shù)和數(shù)學(xué)模型來描述。但在圍手術(shù)期，病人的循環(huán)系統(tǒng)在液體治療、藥物、手術(shù)操作、溫度等混雜因素的影響下，PTT會發(fā)生一系列異常變化，使用異變的PTT和固有的數(shù)學(xué)模型來估算血壓會產(chǎn)生較大的誤差。由于異變的PTT與血壓的關(guān)系不再具有確定的規(guī)律性，即使通過頻繁校準數(shù)學(xué)模型參數(shù)來適應(yīng)PTT的異變也沒有解決根本問題，無法滿足臨床測量對準確性和實時性的要求。

現(xiàn)有方法通常采用傳統(tǒng)的血氧飽和度儀的檢測裝置來檢測脈搏波。這類檢測裝置僅給傳感器中的發(fā)光管提供驅(qū)動信號，不給受光管提供驅(qū)動信號，這是因為血氧飽和度儀的測量部位通常是指甲蓋，該部位的脈搏信號較強，這樣的設(shè)計能夠滿足臨床要求。但是對于脈搏信號較弱的人體部位如腳趾，這類傳感器的靈敏度不夠高，導(dǎo)致檢測到的脈搏波中干擾較大，波形質(zhì)量不好，不適合用于研究脈搏波形態(tài)變化的規(guī)律，同時也使得識別PTT的誤差增大。此外，傳統(tǒng)的檢測裝置一般采用0.5～12Hz的窄頻帶濾波器來強行濾去呼吸干擾，導(dǎo)致檢測到的脈搏波形態(tài)失真，這對于不關(guān)注脈搏波形態(tài)的血氧飽和度儀是可行的，但是不適合用于研究脈搏波形態(tài)變化的規(guī)律。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

針對現(xiàn)有方法和技術(shù)中的缺陷，本發(fā)明提供一種具備自適應(yīng)校準功能的高準確度連續(xù)無創(chuàng)血壓測量裝置，能夠利用脈搏波形態(tài)的變化，針對臨床條件下由輸血輸液、血管活性藥物、手術(shù)介入等原因?qū)е碌腜TT的異變進行自適性校正；同時提高了傳感器的靈敏度和檢測信號的波形質(zhì)量，能夠檢測到極其微弱的脈搏波信號并確保波形的形態(tài)不失真。

一種具備自適應(yīng)校準的高準確度連續(xù)無創(chuàng)血壓測量裝置，包括：

控制單元:用于發(fā)出控制信號，調(diào)節(jié)傳感器驅(qū)動和信號轉(zhuǎn)換單元的驅(qū)動信號，以及脈搏波檢測單元輸出信號的直流電平和放大倍數(shù)；

傳感器驅(qū)動和信號轉(zhuǎn)換單元,用于給檢測耳朵和腳趾脈搏波的傳感器的發(fā)光管和受光管提供驅(qū)動信號，并將受光管的輸出信號轉(zhuǎn)換為電壓信號；

脈搏波檢測單元,用于對電壓信號進行濾波和放大；

脈搏波采樣和識別單元,對經(jīng)過脈搏波檢測單元處理的兩路信號進行同步采樣，獲得數(shù)字信號，并對數(shù)字信號中耳朵和腳趾的波形段進行識別；

傳播時間識別和濾波單元，用于根據(jù)耳朵和腳趾波形段的時間差分別得到與收縮壓相關(guān)的傳播時間和與舒張壓相關(guān)的傳播時間，并且對傳播時間的呼吸干擾進行平滑濾波；

校正變量提取和濾波單元，用于從耳朵脈搏波和腳趾脈搏波上提取出校正變量，獲得校正矩陣，并且對校正變量的呼吸干擾進行平滑濾波；

傳播時間校正單元，利用校正矩陣分別校正與收縮壓相關(guān)的傳播時間和與舒張壓相關(guān)的傳播時間的異常變化；

計算單元，用于計算脈搏波傳播速度和每搏血壓值；

人機界面單元，用于輸入生理參數(shù)以及顯示連續(xù)變化的血壓值及脈搏波。

優(yōu)選地，所述傳感器驅(qū)動和信號轉(zhuǎn)換單元包括：

發(fā)光管驅(qū)動單元，用于根據(jù)人體測量部位提供對應(yīng)的電流給發(fā)光管；

受光管驅(qū)動和檢測單元，用于給受光管提供反向偏置電壓，并根據(jù)控制單元的控制信號將受光管的輸出信號轉(zhuǎn)換為電壓信號；

信號轉(zhuǎn)換單元，用于濾去電壓信號中的反向偏置電壓。

優(yōu)選地，所述反向偏置電壓由測量電路或浮地電源產(chǎn)生。

優(yōu)選地，所述脈搏波檢測單元包括：

差分放大單元，用于對電壓信號進行放大，消除共模干擾；

帶通濾波單元，用于對電壓信號進行濾波，濾波頻帶為0.1～30Hz；

增益調(diào)節(jié)單元，用于根據(jù)控制單元的控制信號調(diào)節(jié)放大倍數(shù)。

優(yōu)選地，所述脈搏波采樣和識別單元包括：

脈搏波采樣單元，用于對經(jīng)過脈搏波檢測單元處理的兩路信號進行同步連續(xù)采樣，獲得連續(xù)的數(shù)字信號；

脈搏波識別單元，用于從數(shù)字信號中得到每個心動周期中耳朵和腳趾脈搏波對應(yīng)的波形段及波形特征。

優(yōu)選地，所述傳播時間識別和濾波單元包括：

脈搏波傳播時間識別單元，用于根據(jù)同一個心動周期中耳朵和腳趾脈搏波的波形段分別得到與舒張壓相關(guān)的傳播時間T_d、與收縮壓相關(guān)的傳播時間T_s；

脈搏波傳播時間濾波單元，用于濾去傳播時間中的呼吸干擾，遞推連續(xù)的8個心動周期的T_s和T_d，計算平均值和其中T_si為第i個心動周期的T_s，T_di為第i個心動周期的T_d。

優(yōu)選地，所述校正變量提取和濾波單元包括：

校正變量識別單元，用于從耳朵脈搏波和腳趾脈搏波上提取出校正變量a₁～a₇和K_m，其中a₁包括a_1s和a_1d，a₂包括a_2s和a_2d，獲得校正矩陣和

校正變量濾波單元，用于濾掉校正變量中的呼吸干擾，遞推連續(xù)的8個心動周期的A，B和K_m，求平均值和其中A_i為第i個心動周期的A，B_i為第i個心動周期的B，K_mi為第i個心動周期的K_m。

優(yōu)選地，所述傳播時間校正單元包括：

與收縮壓相關(guān)的傳播時間校正單元，用于校正T_sma＝T_sm(1-A_m)；

與舒張壓相關(guān)的傳播時間校正單元，用于校正T_dmb＝T_dm(1-B_m)。

優(yōu)選地，所述計算單元包括：

與收縮壓相關(guān)的脈搏波傳播速度計算單元，用于計算與收縮壓相關(guān)的脈搏波傳播速度L為脈搏波的傳播距離；

與舒張壓相關(guān)的脈搏波傳播速度計算單元，用于計算舒張壓相關(guān)的脈搏波傳播速度

收縮壓計算單元，用于計算收縮壓其中k_ij和b_ij為不同年齡和性別人群的模型參數(shù)，i代表年齡，i＝1,2,…,n；n≤100；j代表性別，j＝M/F，M表示男性的模型參數(shù)，F(xiàn)為女性的模型參數(shù)；

舒張壓計算單元，用于計算舒張壓

平均動脈壓計算單元，用于計算平均動脈壓MAP＝DBP+0.75K_mm(SBP-DBP)。

優(yōu)選地，所述人機界面單元包括：

生理參數(shù)輸入單元，用于輸入被測量者的年齡、性別和身高；

血壓值及脈搏波顯示單元，用于顯示血壓值及脈搏波，并實時提供血壓越線報警。

由上述技術(shù)方案可知，本發(fā)明針對現(xiàn)有利用PTT/PWV測量血壓的技術(shù)需頻繁校準的問題以及傳統(tǒng)的脈搏波檢測裝置的局限性，提供一種新的具備自適應(yīng)校準功能的高準確度、連續(xù)、無創(chuàng)血壓測量裝置。該裝置采用光電傳感器檢測脈搏波，并從脈搏波上識別與收縮壓相關(guān)和與舒張壓相關(guān)的傳播時間PTT；在測量過程中，根據(jù)脈搏波的形態(tài)變化提取多種變量來實時識別和自適應(yīng)校正PTT的各種異常變化；利用PTT和血壓之間的數(shù)學(xué)模型來連續(xù)、無創(chuàng)傷測量每博血壓。與現(xiàn)有技術(shù)不同的是，該裝置具備自適應(yīng)校準功能，不需要依靠常規(guī)方法如袖帶示波法來定標和反復(fù)校準，能夠在復(fù)雜的臨床條件下實時、準確地測量血壓，其準確性不遜于袖帶示波法。由于該裝置測量血壓時無須對患者施加外力，不會影響被測者的睡眠，特別適合夜間血壓測量；尤其對于病人術(shù)后48小時的血壓監(jiān)護有突出優(yōu)勢，在更好地保障病人安全的同時不影響病人的休息與康復(fù)。

與傳統(tǒng)的脈搏波檢測裝置不同的是，該裝置提供反向偏置電壓給光電傳感器的受光管，增強了受光管的靈敏度和穩(wěn)定性，能夠檢測到極其微弱的脈搏波信號并提高檢測信號的波形質(zhì)量；并采用寬頻帶濾波器，確保脈搏波形態(tài)不失真。采用這些技術(shù)有利于從脈搏波上正確提取校正變量、為實現(xiàn)自適應(yīng)校準功能奠定了基礎(chǔ)。

說明書附圖

為了更清楚地說明本發(fā)明具體實施方式或現(xiàn)有技術(shù)中的技術(shù)方案，下面將對具體實施方式或現(xiàn)有技術(shù)描述中所需要使用的附圖作簡單地介紹。在所有附圖中，類似的元件或部分一般由類似的附圖標記標識。附圖中，各元件或部分并不一定按照實際的比例繪制。

圖1為自適應(yīng)校準的高準確度連續(xù)無創(chuàng)血壓測量裝置的原理框圖。

圖2為受光管驅(qū)動和檢測單元的電路圖。

圖3為信號轉(zhuǎn)換單元的電路圖。

圖4為差分放大單元的電路圖。

圖5為增益調(diào)節(jié)單元的電路圖。

具體實施方式

下面將對本發(fā)明技術(shù)方案的實施例進行詳細的描述。以下實施例僅用于更加清楚地說明本發(fā)明的技術(shù)方案，因此只是作為示例，而不能以此來限制本發(fā)明的保護范圍。

圍手術(shù)期PTT的變化可分為兩類：一類變化：血壓變化引起的PTT變化；二類變化：PTT和血壓不同步的變化(兩者的變化方向或變化量不符合常規(guī)函數(shù)規(guī)律)。例如，血容量輕度不足時PTT會增加，但由于機體自身對外周阻力的調(diào)節(jié)，血壓可能變化不大；胸腹手術(shù)中使用拉鉤可能嚴重影響PTT，但對血壓的影響較??；去甲腎上腺素使小動脈強烈收縮，血壓明顯升高，但對全身平均的PTT影響較小。

當(dāng)PTT發(fā)生一類變化時，其與血壓的關(guān)系仍然能夠用確定函數(shù)的來表達，可通過數(shù)學(xué)模型來估算血壓的變化。而當(dāng)PTT發(fā)生二類變化時，使用基于常規(guī)循環(huán)系統(tǒng)的數(shù)學(xué)模型來估算血壓會產(chǎn)生較大的誤差。這類誤差是利用PTT測量血壓的原理性誤差，不能通過初始定標和定期校準數(shù)學(xué)模型參數(shù)來解決。不同個體之間PTT的差異與同一個體的PTT異變是性質(zhì)不同的兩類問題，需要用不同的方法來解決。為此，本發(fā)明根據(jù)脈搏波的形態(tài)變化提取多種變量來間接識別和自適應(yīng)校正PTT的各種二類變化，克服上述原理性誤差；可結(jié)合現(xiàn)有的數(shù)學(xué)模型形成具備自適應(yīng)校準功能的連續(xù)無創(chuàng)測量血壓的方法，不需要依靠常規(guī)方法如袖帶示波法來反復(fù)校準。

檢測脈搏波的人體位置優(yōu)選耳朵和腳趾，這兩個部位的脈搏波可以獲得大動脈和外周動脈的生理、病理信息，在傳播途徑中具備代表性。檢測脈搏信號的傳感器優(yōu)選紅外光電容積描記儀(PPG)。本發(fā)明通過兩種方法來確保正確提取脈搏波的形態(tài)變化：①提供反向偏置電壓給光電傳感器的受光管，增強受光管的靈敏度和穩(wěn)定性，提高檢測信號的波形質(zhì)量；②采用寬頻帶濾波器，確保脈搏波形態(tài)不失真。

耳朵和腳趾脈搏波自身的形態(tài)變化和兩種脈搏波之間形態(tài)的相對變化，對識別PTT的二類變化以及人體不同部位血壓之差的變化提供了豐富的信息。本發(fā)明歷時數(shù)年采集大量手術(shù)病例的有創(chuàng)動脈血壓、耳朵和腳趾的脈搏波形以及PTT進行分析，根據(jù)兩個脈搏波自身及相對的形態(tài)變化提取多種變量，研究出不同的變量與PTT不同的二類變化之間的關(guān)系，并且界定各種變量的適用范圍。

臨床應(yīng)用時，利用PPT連續(xù)測量血壓的過程中，實時檢測、分析脈搏波形并提取變量，根據(jù)變量是否落入適用范圍判斷PTT是否發(fā)生二類變化，并根據(jù)適用變量的性質(zhì)確定PTT二類變化的性質(zhì)和程度，如果某個變量超出適用范圍說明PTT沒有發(fā)生相應(yīng)的二類變化，則該變量不適用；將適用的數(shù)種變量進行融合，計算出校正量對PTT進行校正，校正后的PTT/PWV適用于現(xiàn)有的數(shù)學(xué)模型精確計算血壓。

本發(fā)明利用有限的變量來表達脈搏波形態(tài)最主要、最基本的變化規(guī)律，并研究出這些規(guī)律與PTT之間的關(guān)系。以下所述脈搏波在平面坐標上縱坐標為幅度h，橫坐標為時間t，脈搏波起始點為坐標原點。

實施例：

如圖1所示，該裝置包括控制單元11、傳感器驅(qū)動和信號轉(zhuǎn)換單元12和13、脈搏波檢測單元14和15、脈搏波采樣和識別單元16、傳播時間識別和濾波單元17、校正變量提取和濾波單元18、傳播時間校正單元19、計算單元20、人機界面單元21。

所述控制單元11，用于發(fā)出控制信號，使各功能單元協(xié)調(diào)工作，包括：運用負反饋控制原理，根據(jù)差分放大單元141和151輸出信號的大小發(fā)出控制信號來調(diào)節(jié)受光管驅(qū)動和檢測單元122和132輸出信號中的直流電平；根據(jù)脈搏波檢測單元14和15輸出的脈搏波幅度大小發(fā)出控制信號來控制增益調(diào)節(jié)單元143和153的放大倍數(shù)?？刂茊卧?1的功能由單片計算機和軟件來實現(xiàn)。

所述傳感器驅(qū)動和信號轉(zhuǎn)換單元12和13，用于給檢測耳朵和腳趾處脈搏波的傳感器的發(fā)光管和受光管提供驅(qū)動信號，并且根據(jù)控制單元11的控制信號將受光管的輸出信號轉(zhuǎn)換為適合臨床條件下檢測脈搏波的電壓信號。本實施例中，優(yōu)選地，所述傳感器驅(qū)動和信號轉(zhuǎn)換單元12和13包括發(fā)光管驅(qū)動單元121和131、受光管驅(qū)動和檢測單元122和132、信號轉(zhuǎn)換單元123和133。所述發(fā)光管驅(qū)動單元121和131，用于根據(jù)耳朵和腳趾的部位不同分別提供適合的電流給發(fā)光管。所述受光管驅(qū)動和檢測單元122和132的驅(qū)動功能是提供反向偏置電壓給受光管，反向偏置電壓由測量電路產(chǎn)生，提高受光管的靈敏度和穩(wěn)定性，測量電路在檢測受光管輸出信號的同時給受光管提供反向偏置電壓。反向偏置電壓也可以是由浮地電源產(chǎn)生，浮地電源與測量電路不共地，其產(chǎn)生的反向偏置電壓不影響測量電路。所述受光管驅(qū)動和檢測單元122和132的檢測功能是，根據(jù)控制單元11的控制信號，將受光管輸出的電流信號轉(zhuǎn)換為可調(diào)節(jié)的電壓信號。所述信號轉(zhuǎn)換單元123和133，用于從電壓信號中濾去反向偏置電壓，避免后級放大器飽和。

如圖2所示，所述受光管驅(qū)動和檢測單元包括運算放大器U1A和運算放大器U1B；運算放大器U1A的同向輸入端連接+2.5V電源，運算放大器U1B的同向輸入端連接-2.5V電源；所述受光管串聯(lián)在運算放大器U1A的反向輸入端和運算放大器U1B的反向輸入端之間；運算放大器U1A的反向輸入端通過數(shù)字電位器R4連接至其輸出端，運算放大器U1B的反向輸入端通過數(shù)字電位器R3連接至其輸出端。運算放大器U1A和U1B的同向輸入端分別連接+2.5V和-2.5V電壓；其反向輸入端連接受光管D1，因此D1兩端施加了5V反向偏置電壓；受光管D1輸出的電流信號通過可調(diào)節(jié)的數(shù)字電位器R3和R4，在U1A和U1B的輸出端轉(zhuǎn)換為可調(diào)節(jié)的電壓信號I/V_P和I/V_N,數(shù)字電位器R3和R4的電阻值由控制單元11的控制信號來調(diào)節(jié)。

如圖3所示，所述信號轉(zhuǎn)換單元包括第一加法器和第二加法器；第一加法器包括運算放大器U2A，運算放大器U2A的反向輸入端通過電阻R7連接-2.5V電源，運算放大器U2A的反向輸入端通過電阻R11連接至其輸出端，運算放大器U2A的反向輸入端連接至運算放大器U1A的輸出端，運算放大器U2A的同向輸入端接地；第二加法器包括運算放大器U2B，運算放大器U2B的反向輸入端通過電阻R8連接+2.5V電源，運算放大器U2B的反向輸入端通過電阻R12連接至其輸出端，運算放大器U2B的反向輸入端連接至運算放大器U1B的輸出端，運算放大器U2B的同向輸入端接地。所述運算放大器U2A和U2B構(gòu)成加法器，兩個加法器的輸入電阻R7和R8分別連接-2.5V和+2.5V電壓，用于從電壓信號I/V_P和I/V_N中減去其包含的反向偏置電壓。

所述脈搏波檢測單元14和15,用于對脈搏波電壓信號進行濾波和放大。本實施例中，優(yōu)選地，所述脈搏波檢測單元14和15包括差分放大單元141和151、帶通濾波單元142和152、增益調(diào)節(jié)單元143和153。所述差分放大單元141和151，用于對脈搏波電壓信號進行放大，消除共模干擾。所述帶通濾波單元142和152，用于對脈搏波電壓信號進行濾波，保障脈搏波形態(tài)不失真，頻帶為0.1～30Hz。所述增益調(diào)節(jié)單元143和153，用于根據(jù)控制單元11的控制信號調(diào)節(jié)放大倍數(shù)，適應(yīng)臨床條件下脈搏波幅度的變化。

如圖4所示，所述差分放大單元包括運算放大器U3A，運算放大器U3A的反向輸入端連接至運算放大器U2A的輸出端，運算放大器U3A的同向輸入端連接至運算放大器U2B的輸出端，運算放大器U3A的輸出端通過電阻R17連接至控制單元的輸入口，運算放大器U3A的輸出端作為差分放大單元的輸出端。所述運算放大器U3A構(gòu)成差分放大器，用于消除共模干擾；控制單元11通過電阻R17檢測U3A的輸出電壓DIFF_OUT，判斷其大小并發(fā)出控制信號來調(diào)節(jié)數(shù)字電位器R3和R4，即調(diào)節(jié)電壓I/V_P和I/V_N的大小來控制受光管D1輸出信號中的直流分量，使其保持在適合的范圍內(nèi)。

所述帶通濾波單元包括高通濾波器和低通濾波器。所述電容C3和電阻R19及C5和R25構(gòu)成高通濾波器；電容C4和電阻R23構(gòu)成低通濾波器，頻帶為0.1～30Hz，確保脈搏波的形態(tài)不失真。

如圖5所示，所述增益調(diào)節(jié)單元包括運算放大器U4A，運算放大器U4A的反向輸入端通過數(shù)字電位器R21連接至差分放大單元的輸出端；運算放大器U4A的同向輸入端接地，運算放大器U4A的反向輸入端通過低通濾波器連接至其輸出端。所述運算放大器U4A通過可調(diào)節(jié)的數(shù)字電位器R21來調(diào)節(jié)放大倍數(shù)，調(diào)節(jié)輸出電壓AMP_OUT的大小；數(shù)字電位器R21的電阻值由控制單元11的控制信號來控制。所述運算放大器U4B的輸出電壓EER_SIG_OUT為脈搏波信號，供A/D轉(zhuǎn)換器采樣；控制單元11通過判斷脈搏波幅度的大小來調(diào)節(jié)數(shù)字電位器R21，控制脈搏波幅度在適合的范圍內(nèi)。

所述脈搏波采樣和識別單元16，用于對經(jīng)過脈搏波檢測單元處理的兩路信號進行同步采樣，獲得數(shù)字信號，并對數(shù)字信號中耳朵和腳趾的波形段進行識別。本實施例中，優(yōu)選地，所述脈搏波采樣和識別單元16包括脈搏波采樣單元161、脈搏波識別單元162。所述脈搏波采樣單元161，用于對經(jīng)過脈搏波檢測單元處理的兩路信號進行同步連續(xù)采樣，獲得數(shù)字信息。所述脈搏波識別單元162，用于從數(shù)字信號中得到每個心動周期中耳朵和腳趾脈搏波的波形段及波形特征。

所述傳播時間識別和濾波單元17，用于根據(jù)耳朵和腳趾波形段的時間差分別得到與收縮壓相關(guān)的傳播時間、與舒張壓相關(guān)的傳播時間，并且對傳播時間的呼吸干擾進行濾波。本實施例中，優(yōu)選地，所述傳播時間識別和濾波單元17包括傳播時間識別單元171、傳播時間濾波單元172。所述傳播時間識別單元171，用于從耳朵和腳趾脈搏波上起始點的時間差識別出與舒張壓相關(guān)的傳播時間T_d，和從耳朵和腳趾脈搏波上主動脈瓣關(guān)閉點的時間差識別出與收縮壓相關(guān)的傳播時間T_s。所述傳播時間濾波單元172，用于濾掉傳播時間中的呼吸干擾，遞推連續(xù)的8個心動周期的T_s和T_d，求平均值和其中T_si為第i個心動周期的T_s，T_di為第i個心動周期的T_d。

所述校正變量提取和濾波單元18，用于從耳朵和腳趾脈搏波上提取出校正變量，獲得校正矩陣，并且對校正變量中的呼吸干擾進行濾波。本實施例中，優(yōu)選地，所述校正變量提取和濾波單元18包括校正變量提取單元181、校正變量濾波單元182。所述校正變量提取單元181，用于從耳朵和腳趾脈搏波上提取出校正變量a₁～a₇和K_m，其中a₁包括a_1s和a_1d，a₂包括a_2s和a_2d，獲得校正矩陣和所述校正變量濾波單元182，用于濾掉校正變量中的呼吸干擾，遞推連續(xù)的8個心動周期的A，B和k_m，求平均值和其中A_i為第i個心動周期的A，B_i為第i個心動周期的B，K_mi為第i個心動周期的K_m。

所述傳播時間校正單元19，用兩個校正矩陣分別校正與收縮壓相關(guān)和與舒張壓相關(guān)的傳播時間的異常變化。本實施例中，優(yōu)選地，所述傳播時間校正單元19包括與收縮壓相關(guān)的傳播時間校正單元191、與舒張壓相關(guān)的傳播時間校正單元192。所述與收縮壓相關(guān)的傳播時間校正單元191，用于校正T_sma＝T_sm(1-A_m)。所述與舒張壓相關(guān)的傳播時間校正單元192，用于校正T_dmb＝T_dm(1-B_m)。

所述計算單元20，用于計算脈搏波傳播速度和根據(jù)數(shù)學(xué)模型計算出每搏血壓值。本實施例中，優(yōu)選地，所述計算單元20包括與收縮壓相關(guān)的脈搏波傳播速度計算單元201、與舒張壓相關(guān)的脈搏波傳播速度計算單元202、收縮壓計算單元203、舒張壓計算單元204、平均動脈壓計算單元205。所述與收縮壓相關(guān)的脈搏波傳播速度計算單元201，用于計算與收縮壓相關(guān)的脈搏波傳播速度L為脈搏波的傳播距離；所述與舒張壓相關(guān)的脈搏波傳播速度計算單元202，用于計算舒張壓相關(guān)的脈搏波傳播速度所述收縮壓計算單元203，用于計算收縮壓其中k_ij和b_ij為不同年齡和性別人群的模型參數(shù)，i代表年齡，i＝1,2,…,n,n≤100；j代表性別，j＝M/F，M表示男性的模型參數(shù)，F(xiàn)為女性的模型參數(shù)。所述舒張壓計算單元204，用于計算舒張壓所述平均動脈壓計算單元205，用于計算平均動脈壓MAP＝DBP+0.75K_mm(SBP-DBP)。

所述人機界面單元21，用于輸入生理參數(shù)和顯示連續(xù)變化的血壓值及脈搏波，本實施例中，優(yōu)選地，所述人機界面單元21包括生理參數(shù)輸入單元211、動態(tài)顯示血壓值及脈搏波單元212。所述生理參數(shù)輸入單元211，用于輸入被測量者的年齡、性別和身高等生理參數(shù)。所述動態(tài)顯示血壓值及脈搏波單元212，用于顯示每搏連續(xù)變化的血壓值及脈搏波，并實時提供血壓越線報警。

本實施例中，所述校正變量提取和濾波單元18中校正變量提取及過濾呼吸干擾的方法，包括以下步驟：

S1)實時檢測每個心動周期下耳朵處脈搏波并分析得到耳朵脈搏波的以下數(shù)據(jù)：耳朵脈搏波上主動脈瓣關(guān)閉點的高度h_sd，即收縮期與舒張期在耳朵脈搏波上呈現(xiàn)的交界處高度，耳朵脈搏波的收縮期時間t_s，單位為毫秒，耳朵脈搏波的舒張期時間t_d，單位為毫秒，耳朵脈搏波的最大高度h_max；

S2)實時檢測每個心動周期下腳趾處脈搏波并分析得到腳趾脈搏波的以下數(shù)據(jù)：腳趾脈搏波的收縮期時間t_s-toe，單位為毫秒，腳趾脈搏波的舒張期時間t_d-toe，單位為毫秒，腳趾脈搏波的最大高度h_max-toe，腳趾脈搏波的起始點到波峰中點的時間t_ch-toe，單位為毫秒，腳趾脈搏波的起始點到波峰的時間t_max-toe，單位為毫秒；所述波峰中點是指波峰處的上升沿轉(zhuǎn)折點和下降沿轉(zhuǎn)折點的中點；波峰中點的定義可參考文獻YAN CHEN,CHANGYUN WEN,GUOCAI TAO,and MIN BI《Continuous and Noninvasive Measurement of Systolic and Diastolic Blood Pressure by One Mathematical Model with the Same Model Parameters and Two Separate Pulse Wave Velocities》理解。

S3)計算與舒張壓相關(guān)的脈搏波傳播時間T_d、與收縮壓相關(guān)的脈搏波傳播時間T_s，其定義可參考文獻YAN CHEN,CHANGYUN WEN,GUOCAI TAO,and MIN BI《Continuous and Noninvasive Measurement of Systolic and Diastolic Blood Pressure by One Mathematical Model with the Same Model Parameters and Two Separate Pulse Wave Velocities》理解；h為耳朵脈搏波或腳趾脈搏波在縱軸方向上的幅值；

S4)利用同一個心動周期下通過步驟S1、S2獲得的數(shù)據(jù)，計算得到該心動周期下校正變量；

S5)根據(jù)步驟S4獲得心動周期下的校正變量，計算得到該心動周期下校正矩陣；

S6)連續(xù)獲得多個心動周期下的校正矩陣，對通過步驟S3獲得的T_d和T_s進行校正。

該方法能夠?qū)崟r檢測同一個心動周期下的耳朵脈搏波和腳趾脈搏波，計算脈搏波傳播時間，并根據(jù)脈搏波的形態(tài)特征提取校正變量、獲得校正矩陣，對上述脈搏波傳播時間的異變進行校正，校正后的傳播時間可用于現(xiàn)有的數(shù)學(xué)模型，在臨床條件下連續(xù)測量每個心動周期的舒張壓和收縮壓。

第一校正變量a₁：

所述步驟S4中獲得的校正變量包括第一校正變量a₁，a₁包括a_1s和a_1d，a_1s和a_1d的性質(zhì)相同而大小不同，a_1d用于低血壓狀態(tài)校正與舒張壓相關(guān)的傳播時間T_d的二類變化，a_1s用于低血壓狀態(tài)校正與收縮壓相關(guān)的傳播時間T_s的二類變化；a₁的適用范圍為a₁>0，a₁越大則表明血壓越低。

k_sd-m-0表示h_sd與耳朵脈搏波收縮期平均高度之比。

在校正舒張壓時，d_1-b＝74～82，優(yōu)選為78。d_1-2-b＝98～106，優(yōu)選為102。

若d_1-b≤k_sd-m-0≤d_1-2-b，則a_1d＝(d_1-2-b-k_sd-m-0)×0.4；若k_sd-m-0<d_1-b，則a_1d＝24×0.4；若k_sd-m-0>d_1-2-b，則令a_1d＝0。

在校正收縮壓時，d₁＝76～84，優(yōu)選為80；d_1-2＝104～112，優(yōu)選為108。

若d₁≤k_sd-m-0≤d_1-2，則a_1s＝(d_1-2-k_sd-m-0)×0.50；若k_sd-m-0<d₁，則a_1s＝28×0.50；若k_sd-m-0>d_1-2，則a_1s＝0。

第二校正變量a₂：

所述步驟S4中獲得的校正變量還包括第二校正變量a₂，a₂又包括a_2s和a_2d，a_2s和a_2d的性質(zhì)相同而大小不同，a_2d用于高血壓狀態(tài)以及從正常血壓狀態(tài)到高血壓狀態(tài)的變化過程中校正與舒張壓相關(guān)的傳播時間T_d的二類變化，a_2s用于高血壓狀態(tài)以及從正常血壓狀態(tài)到高血壓狀態(tài)的變化過程中校正與收縮壓相關(guān)的脈搏波傳播時間T_s的二類變化；a₂的適用范圍為a₂>0，a₂越大則表明舒張壓或收縮壓越高。

k_sd-m-ts表示h_sd與耳朵脈搏波舒張期t_s-2t_s段平均高度之比。k_sd-m-2表示h_sd與耳朵脈搏波0-2t_s段平均高度之比。

若|k_sd-m-0-k_sd-m-ts|≥40而且(k_sd-m-0+k_sd-m-ts)/2≥k_sd-m-2，則k_sd-m＝2×k_sd-m-2-(k_sd-m-0+k_sd-m-ts)/2，否則k_sd-m＝k_sd-m-2；

校正舒張壓時，d_2-b＝1.33～1.43，優(yōu)選為1.38。

若k_sd-m>(d_2-b+(age-14)/15/100)，其中age為年齡，

則a_2d＝(k_sd-m-(d_2-b+(age-14)/15/100))×0.5；

若k_sd-m≤(d_2-b+(age-14)/15/100)，則令a_2d＝0。

校正收縮壓時，d₂＝1.17～1.27，優(yōu)選為1.22。

若k_sd-m>(d₂+(age-14)/15/100)，則a_2s＝k_sd-m-(d₂+(age-14)/15/100)。

若k_sd-m≤(d₂+(age-14)/15/100)，則令a_2s＝0。

第三校正變量a₃：

所述步驟S3中獲得的校正變量還包括第三校正變量a₃，a₃用于在血容量變化或傳感器安放部位體溫變化的狀態(tài)下對T_d和T_s進行校正。

為耳朵脈搏波舒張期平均高度與最大高度h_max之比。

若k_sd-m-ts≤d_3-2，需要對進行修正，修正結(jié)果記為

若則d₃＝0.02～0.14，優(yōu)選為0.08；d_3-2＝1.21～1.31，優(yōu)選為1.26。

為腳趾脈搏波舒張期平均高度與最大高度h_max-toe之比，t_s-toe表示腳趾脈搏波上識別的心臟收縮期時間，t_d-toe表示腳趾脈搏波上識別的舒張期時間。若則

如果脈搏波舒張期的波形發(fā)生變異，對k_d-m-a進行校正。

若|k_sd-m-0-k_sd-m-ts|≥40且(k_sd-m-0+k_sd-m-ts)/2≥k_sd-m-2且k_sd-m-ts≥d_3-2，

則

若c₄<k_d-m-a<c₅，則令a₃＝0。c₄＝(d₄+(age-14)/8)/100，d₄＝23～35，優(yōu)選為29；c₅＝(d₅+(age-14)/8)/100，d₅＝27～39，優(yōu)選為33。

若k_sd-m-0<d₆或k_sd-m-2>d₇，則令a₃＝0。d₆＝0.97～1.03，優(yōu)選為1.00；d₇＝1.52～1.58，優(yōu)選為1.55。

若k_sd-m-0≥d₆+0.10而且k_sd-m-2≤d₈并且k_d-m-a≤c₄，則a₃＝(c₄-k_d-m-a)×67/100。d₈＝1.42～1.48，優(yōu)選為1.45。

若或則a₃＝(c₄-k_d-m-a)×50/100；

若k_sd-m-0≥d₆+0.10而且k_sd-m-2≤d₈并且k_d-m-a≥c₅，則a₃＝(c₅-k_d-m-a)×62/100；

若或則a₃＝(c₅-k_d-m-a)×45/100。

第四校正變量a₄：

所述步驟S4中獲得的校正變量還包括第四校正變量a₄，a₄在外周血管擴張導(dǎo)致下肢血壓(相對于橈動脈血壓)降低的情況下，對T_d和T_s進行校正，a₄的適用范圍為a₄>0，a₄越大表明下肢血壓相對于橈動脈血壓降低得越多。

若t_max-toe≥t_ch-toe，則否則k_s-t-toe為腳趾脈搏波起始點到波峰的時間與收縮期的時間之比，200為調(diào)節(jié)系數(shù)。若k_s-t-toe>0.8，則a₄＝k_s-t-toe-0.8。若k_s-t-toe≤0.8，a₄不適用，則令a₄＝0。

第五校正變量a₅；

所述步驟S4中獲得的校正變量還包括第五校正變量a₅，a₅的作用和性質(zhì)與a₄用相同，在下肢血壓相對于橈動脈血壓降低的情況下對T_d和T_s進行校正。

k_s-m-toe為腳趾脈搏波收縮期平均高度與最大高度h_max-toe之比；

若k_s-m-toe<d₉，則令a₅＝0。d₉＝0.67～0.73，優(yōu)選為0.7。

若k_s-m-toe≥d₉而且k_s-t-toe≥0.8，則a₅＝k_s-m-toe-d₉。

若k_s-m-toe≥d₉而且k_s-t-toe<0.8，則a₅＝(k_s-m-toe-d₉)/2。

第六校正變量a₆；

所述步驟S4中獲得的校正變量還包括第六校正變量a₆，a₆代表兩個脈搏波面積的相對變化，用于腳趾血管擴張、下肢血壓相對于橈動脈血壓降低時對T_d和T_s進行校正。a₆的適用范圍為a₆>0；

k_s-m-toe-ear為腳趾脈搏波收縮期的面積與耳朵脈搏波收縮期的面積之比，100為調(diào)節(jié)系數(shù)。

當(dāng)k_s-m-toe-ear<1.0，則令a₆＝0。

當(dāng)k_s-m-toe-ear>1.08，則令c₆＝1.08。

若t_s>220而且k_sd-m-0>0.88，則a₆＝c₆-1.0。

若t_s<160或k_sd-m-0<0.80，則a₆＝(c₆-1.0)×0.34。

若160<t_s≤220或0.80<k_sd-m-0≤0.88，則a₆＝(c₆-1.0)×0.67。

當(dāng)1.0≤k_s-m-toe-ear≤1.08，則c₆＝k_s-m-toe-ear-1.0。

若t_s>220并且k_sd-m-0>0.88，則a₆＝c₆。

若t_s≤160或k_sd-m-0≤0.80，則a₆＝c₆×0.34。

若160<t_s≤220或0.80<k_sd-m-0≤0.88，則a₆＝c₆×0.67。

第七校正變量a₇；

所述步驟S4中獲得的校正變量還包括第七校正變量a₇，a₇的作用和性質(zhì)與a₆用相同，a₇代表兩個脈搏波收縮期寬度(收縮期時間)的相對變化。

k_ts-toe-ear為腳趾脈搏波上識別的心臟收縮期的時間與耳朵脈搏波上識別的收縮期的時間之比，825為調(diào)節(jié)系數(shù)；k_ts-toe-ear增大提示腳趾血管擴張，下肢血壓相對于橈動脈血壓在降低。

當(dāng)k_ts-toe-ear<1.0，則令a₇＝0。

當(dāng)k_ts-toe-ear>1.08，則令c₇＝1.08。

若t_s>220而且k_sd-m-0>0.88，則a₇＝c₇-1.0。

若t_s<160或k_sd-m-0<0.80，則a₇＝(c₇-1.0)×0.34。

若160<t_s≤220或0.80<k_sd-m-0≤0.88，則a₇＝(c₇-1.0)×0.67。

當(dāng)1.0≤k_ts-toe-ear≤1.08，則c₇＝k_ts-toe-ear-1.0。

若t_s>220并且k_sd-m-0>0.88，則a₇＝c₇。

若t_s≤160或k_sd-m-0≤0.80，則a₇＝c₇×0.34。

若160<t_s≤220或0.80<k_sd-m-0≤0.88，則a₇＝c₇×0.67。

變量k_m：

耳朵脈搏波收縮期平均高度與最大高度h_max之比；

收縮期和舒張期的耳朵脈搏波的相對高度和腳趾脈搏波的相對高度的綜合平均值，用于計算平均動脈壓。

對于舒張壓而言，所述步驟S5中的校正矩陣其中若有a_id＝0或a_i＝0時表示該a_id或a_i不適用。所述步驟S6具體為：連續(xù)獲取8個心動周期下的校正矩陣，用8個心動周期的變量的平均值來克服呼吸波動的干擾，8個變量采用遞推方式選取，每計算出一個最新變量就淘汰一個最老變量。校正方法為：T_dmb＝T_dm(1-B_m)；其中，B_i為第i個心動周期下的校正矩陣，T_di為第i個心動周期下的T_d。

對于收縮壓而言，所述步驟S5中的校正矩陣其中若有a_is＝0或a_i＝0時表示該a_is或a_i不適用。所述步驟S6具體為：連續(xù)獲取8個心動周期下的校正矩陣，用8個心動周期的變量的平均值來克服呼吸波動的干擾，8個變量采用遞推方式選取，每計算出一個最新變量就淘汰一個最老變量。校正方法為：T_sma＝T_sm(1-A_m)；其中，A_i為第i個心動周期下的校正矩陣，T_si為第i個心動周期下的T_s。

最后應(yīng)說明的是：以上各實施例僅用以說明本發(fā)明的技術(shù)方案，而非對其限制；盡管參照前述各實施例對本發(fā)明進行了詳細的說明，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解：其依然可以對前述各實施例所記載的技術(shù)方案進行修改，或者對其中部分或者全部技術(shù)特征進行等同替換；而這些修改或者替換，并不使相應(yīng)技術(shù)方案的本質(zhì)脫離本發(fā)明各實施例技術(shù)方案的范圍，其均應(yīng)涵蓋在本發(fā)明的權(quán)利要求和說明書的范圍當(dāng)中。