一種基于脈搏波傳導的連續動態血壓監測裝置和方法與流程

本發明屬于無創動態血壓連續監測技術領域，尤其涉及一種通過獲得脈搏波傳導時間及速度實現動態血壓連續監測的裝置及方法。

背景技術：

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，以體循環動脈壓增高為主要表現的臨床綜合征。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)。高血壓的發病因素有很多，如遺傳(大約占40％)、疾病、或外界因素，如神經緊張、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構進而影響心臟、腦、腎等靶器官的生理功能，最終導致這些器官功能的衰竭。因此高血壓患者有必要主動監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管插入血管用于連續監測動脈血壓，此方法能夠精確測量動脈壓，但是危險系數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血壓測量產品采用的是聽診法(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值。示波法廣泛用于電子血壓計，通過充氣加壓后，機器內置的芯片和壓力感應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，因此多次測量后結果時有不準，有時會出現較大誤差。至今，使用聽診法和水銀柱血壓計測量的血壓值仍是醫療機構診斷高血壓病患的黃金參考標準。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，結果也會出現較大誤差。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個體差異進行更換，否則也會對測量結果造成影響。因此，現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監控血壓變化的高血壓患者。對于需要連續血壓監控的使用者來說，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，血流動力學領域的有大量文獻研究指出，脈搏波傳導速度(pulse wave velocity,pwv)與血壓和血管性質存在相關性，與血壓之間存在某種的關系。PWV指的是脈搏波在動脈系統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為脈搏波傳導時間。

一個完整的脈搏波主要由兩個壓力波構成，分別是于心室收縮射血產生的壓力波和升主動脈接受射血迅速膨脹產生的壓力波，因此，脈搏波具有機械波的性質并以極快的速度從心臟出發沿動脈樹傳導。脈搏波在傳導時發生的能量轉換主要是脈搏波傳導時的動能和動脈腔彈性勢能之間的能量轉換。根據血流動力學中Moens-Korteweg提出的PWV與血管性質關系的公式：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，脈搏波的傳導速度越快。進一步對關于血流動力學中楊氏模量的公式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系，因此血流動力學方面證實了pwv與血管內壓存在關系為：PWV²＝ΔP·Dd/ΔD·2rρ；另一方面，從Moens-Korteweg和楊氏模量的公式中的參數可以看出，動脈內徑、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速度，也間接的影響了動脈內壓。

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，獲得脈搏波傳導速度。Pwv的變化與收縮壓變化的對應關系較為明顯，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、順應性、膨脹性等參數的變化對血壓的影響。

在血流動力學中Windkessel血管彈性腔模型為血管參數的變化提供適合的理論背景。Windkessel模型將心血管系統看做一個等效電路。電源產生周期性電勢差，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，其數值越大，血流速度越慢，且與血液密度ρ有關；R為電阻，也代表了心血管循環中外周阻力最大的微循環系統；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性有關。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相同，故C＝ΔD/ΔP·Dd。另一方面，Bramwell-Hill在血流動力學的研究中提出了PWV與血壓變化的關系表達式：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相關公式之間的關系，可以推算其他相關血管參數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為血管順應性，是反應動脈血管對血液積聚能量的度量；t_d為舒張期的時間。)進而得到更精準的血壓數值。

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為脈搏波傳導時間。現有技術如中國專利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。

雖然現有技術中一些專利(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動態血壓監測,極少有專利能夠實現真正的連續動態血壓監測。

現有技術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果的準確性。

綜上所述，現有技術的主要問題在于：

1)充氣袖帶加壓的裝置不能實現真正意義的連續動態血壓檢測；

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，現有技術沒有提及確切的解決方案；

3)現有技術對沒有確切說明心血管相關參數在使用PWV計算血壓時的影響，其采樣結果獲得對應的血壓數值差異度大，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、角質層過厚、與皮膚貼合不緊密等因素的影響導致結果偏差；

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果的準確性；

6)現有技術對于PWV計算收縮壓和舒張壓的關系沒有清楚的說明，特別對于舒張壓的計算方法比較模糊。

技術實現要素：

本發明要解決的問題是設計一種基于脈搏波傳導的連續動態血壓監測裝置和方法，基于脈搏波傳導時間(PWTT)及脈搏波傳導速度(PWV)實現連續動態血壓監測,無創、無充氣式袖帶、便攜、且具有很強的自適應性、準確性和可擴展性。

本發明的關鍵技術在于：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至手腕橈動脈的速度，運用傳感器接收橈動脈血管受力發生的信號變化，通過計算脈搏波傳導時間及心臟至動脈測量點距離的關系及脈搏波傳導速度，經血壓計內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。

基于上述關鍵技術，本發明采取的技術方案為：

一種基于脈搏波傳導的連續動態血壓監測裝置，所述監測裝置為腕表形態，主機殼(101)上配有心電信號采集模塊(104)，腕帶(102)對應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)通過心電數據傳輸線(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)通過心電數據傳輸線(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)包括設置于傳感器外殼(303)的PVDF壓電薄膜(302)和硅膠觸頭(301)。

本發明的另一方面，還提出了基于脈搏波傳導的連續動態血壓簡易監測法，包括：

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

(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PWTT計算收縮壓PWTT_SBP；

(5)根據收縮壓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為為結合用戶相關參數的擬合參數。

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為為結合用戶相關參數的擬合參數。

本發明的另一方面，還提出了基于脈搏波傳導的連續動態血壓校準值簡易監測法，包括：

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

(2)得到心-橈脈搏波傳導時間hrPWTT；

(3)根據hrPWTT計算收縮壓PWTT_SBP；

(4)根據收縮壓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為為結合用戶相關參數的擬合參數。

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為為結合用戶相關參數的擬合參數。

本發明的另一方面，還提供了基于脈搏波傳導的連續動態血壓精確監測法，包括：

(1)獲取被測者個人參數；

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

(3)得到心-橈脈搏波傳導時間hrPWTT以及舒張期時長TD；

(4)根據心-橈脈搏波傳導時間hrPWTT計算心-橈脈搏波傳導速度hrPWV；

(5)根據心-橈脈搏波傳導速度hrPWV計算收縮壓PWV_SBP；

(6)根據收縮壓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。

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為結合用戶相關參數的擬合參數。

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值通過擬合參數獲得。

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

附圖說明

圖1是本發明實施例中的裝置結構示意圖；

圖2是本發明實施例中的腕表正面圖；

圖3是本發明實施例中的腕表背面圖(緊貼腕部皮膚)；

圖4是本發明實施例中的裝置佩戴在手腕的截面圖；

圖5是本發明實施例中的手動心電信號采集示意圖(簡易測量法的校準操作方式)；

圖6是本發明實施例中的精確測量法佩戴圖(連續)；

圖7是本發明實施例中的左心室-主動脈PWTT示意圖；

圖8是本發明實施例中的脈搏波信號和心電信號示意圖；

圖9是本發明實施例中的還原位移信號S3示意圖；

圖10是本發明實施例中的舒張期時長td定義圖；

圖11是本發明實施例中的心臟至橈動脈的脈搏波傳導時間示意圖；

圖12是本發明實施例中的簡易測量法及快速校準簡易測量法流程示意圖；

圖13是本發明實施例中的精確測量法的流程示意圖；

圖14是本發明實施例中的信號頂點識別流程示意圖；

圖15是本發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、胸貼式心電數據傳輸線接口；

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、心電數據傳輸線；404、心臟。

具體實施方式

下面結合具體實施例對本發明做進一步說明。

本發明通過多次實驗設計和大量實驗數據擬合，建立了一套完整的PWTT、PWV與血壓關系的數學模型，驗證了PWTT、PWV和血壓的關系，并可以實現連續動態血壓監測。本發明使用了自主研發的“基于脈搏波傳導時間(PWTT)及脈搏波傳導速度(PWV)的連續血壓監測裝置及方法”。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至手腕橈動脈的速度。運用傳感器接收橈動脈血管受力發生的信號變化，通過計算脈搏波傳導時間及心臟至動脈測量點距離的關系及脈搏波傳導速度，經血壓計內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。

本發明所用裝置提供了兩種連續動態血壓監測的方法和一種校正方法：

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

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

iii.本發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，保證了簡易測量結果的準確性。

因此，綜上所述：

一、本發明提供一種無創連續動態血壓檢測的腕式佩戴裝置(如圖1所示)：

本發明的結構如圖1所示，而本發明的主要形態為腕表，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轉換器108、血壓計算模塊109)處理后得到血壓值。

本發明還設有與控制模塊105連接的按鍵控制電路110、電源電路111、信號輸入輸出112。

本發明的應用實例使用了心臟-橈動脈的脈搏波傳導時間(hrPWTT)及其對應的心臟-橈動脈脈搏波傳導速度hrPWV，擬合肱動脈血壓，實現連續動態血壓監測。

采集動脈脈搏波信號601是計算PWTT和PWV的前提。

本應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、本發明提供的兩種連續血壓監測方法中，不同方法都需要脈搏波的獲取：

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

ii.精確監測法：需要至少一個脈搏波傳感器，連續獲取同一時刻兩個不同動脈的脈搏波。本應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鍵是使用心電信號代替脈搏波信號(502)。

本應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)和心電數據傳輸線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)使用單導聯心電傳感器，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，即可構成心電通路，獲得此時刻的連續心電信號，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，心電數據傳輸線(403)連接主機殼(101)上的傳輸線接口(206)，獲取到的連續心電信號可以實時傳輸至主機內的控制模塊(105)。(見圖6)

三、本發明實施例實現連續監測動態血壓的方法中，簡易測量法包括以下幾點：

i.簡易測量法的關鍵是計算心臟射血產生的脈搏波傳導至主動脈的脈搏波傳導時間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生的脈搏波傳導至主動脈的脈搏波傳導時間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為為結合用戶相關參數的擬合參數，根據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為為結合用戶相關參數的擬合參數，根據個體差異的不同其值相應發生變化。

四、本實施例實現連續監測動態血壓的方法中，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.精確測量法的關鍵是計算心臟射血產生的脈搏波傳導至橈動脈采集點的脈搏波傳導時間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生的脈搏波傳導至橈動脈采集點的脈搏波傳導速度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，根據個體差異的不同其值相應發生變化。

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為結合用戶相關參數的擬合參數，根據個體差異的不同其值相應發生變化。

ii.關于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值通過擬合參數獲得。

五、本發明為簡易測量法提供了一種快速校準的方法，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，保證了簡易測量結果的準確性。(操作圖如圖5所示，過程見圖12的流程圖中900-711)。

六、本發明的技術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。

精確測量法中需標記信號s3的波谷V[V₀,V₁,…V_n]。

七、本發明的技術方案還包括：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函數擬合位移信號S3，計算差值信號，得到舒張期時長。

八、本發明的技術方案還包括：識別心電R波對應的時間點標記R[R₀,R₁,…R_n]，

以及處理同一心跳周期內的雙路信號(即，脈搏波信號S3和ECG)中已經標記的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時間hrPWTT，如圖11。

本發明提供了一種無創連續血壓監測裝置及方法，實現了一種小型化、便攜、無需袖帶充氣加壓、且連續血壓測量裝置及方法。該設備不僅無需充氣袖帶就可以實現血壓計的功能，同時能夠實現長期連續監測血壓變化，且只需如手表般佩戴于腕部，靈活運用于各種生活場景。本發明在連續血壓監測的方法基于血流動力學和血管彈性腔模型中血管參數的影響因素，使長期連續血壓測量的結果更加可靠。

以上所述僅為本發明的具體實施例而已，并不用于限定本發明的保護范圍，凡在本發明的精神和原則之內，所做的任何修改、等同替換、改進等，均應包含在本發明的保護范圍之內。