專利名稱：一種連續(xù)測量血壓的方法和裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明屬一種人體動脈血壓的測量方法及裝置，特別是對人體進行無創(chuàng)連續(xù)血壓測量的方法及裝置。
背景技術：
血壓測量方法一般可以分為兩大類有創(chuàng)測量和無創(chuàng)測量，無創(chuàng)法可分成兩類間歇式和連續(xù)式。間歇式測得的是在某特定測量時刻的血壓值。由于每次心跳及每跳中每一時間點血液對動脈管壁的壓力均在變動中，此方法測出的收縮壓和舒張壓不一定是被測者有代表性的血壓，且不是同一次心臟搏動中的數(shù)值。連續(xù)式可以無間歇地測量血壓，它可以提供每搏血壓或連續(xù)的動脈壓力波形。連續(xù)式無創(chuàng)血壓測量方法有張力法、恒定容積法、脈搏波速法、多參數(shù)回歸分析法，其中脈搏波速法(脈搏波傳導時間法)最具實用性。
早在1922年，即有人發(fā)現(xiàn)脈搏波傳導速度(PWTV)或傳導時間(PWTT)與動脈血壓有關，也與血管容積和血管壁彈性量有關；1957年，又有人提出在一定范圍內，PWTT和動脈血壓BP之間呈線性關系，而且這種關系在某一個體身上，在一段時期內是相對穩(wěn)定的。現(xiàn)在醫(yī)學上已證明在一定條件下，脈搏波傳導時間與血壓之間的變化關系是生理學上明確的現(xiàn)象，在個體化校正的前提下，可以通過脈搏波傳導時間的測量來表征血壓變化。
運用上述方法時，人們根據(jù)脈搏波傳導時間PWTT與動脈血壓BP之間呈現(xiàn)的線性關系，為被測者建立下述PWTT與逐拍動脈血壓BP之間的回歸方程BP＝a+b*PWTT……(A)其中BP為動脈血壓，PWTT為脈搏波傳導時間，a為截距，b為待定的回歸系數(shù)，a、b的大小是因人而異的，但同一個體在短時間內，數(shù)值是確定的，這樣只要通過個體化校正技術對每個個體確定了其個體化的回歸系數(shù)b和a，即可根據(jù)上述方程(A)，利用脈搏波傳導時間PWTT(也可利用脈搏波傳導速度PWTV)的連續(xù)測定來估算每一個體連續(xù)的動脈血壓BP。
由于PWTT的測量比較方便而且其與血壓之間的變化關系也明確，所以采用PWTT測量血壓變化的方法目前得到廣泛地采用，因而成為無創(chuàng)連續(xù)監(jiān)測血壓變化的強有力手段。
實施上述PWTT血壓連續(xù)測量方法時，對于回歸系數(shù)a和b的確定，目前已有多種個體化校正確定方法；對于脈搏波傳導時間PWTT的獲取，現(xiàn)在普遍采用以心電圖的R波峰值到在外周動脈處測得的同周期的脈搏波的起點u的時間作為脈搏波傳導時間，這被稱為R波脈搏波傳導時間RWPWTT(參見圖1)；由于心電圖R波的峰值本身不能代表心臟射血的時刻，所以用上述方法獲取的R波脈搏波傳導時間RWPWTT也就不能真正代表脈搏波從心臟傳播到外周動脈處的時間，實際上，上述R波脈搏波傳導時間RWPWTT還包含了心臟收縮始期RWPIT和等容收縮期ICT(參見圖2)，如果這兩種成分是常量，那么他們不會對最終結果產(chǎn)生影響，但是如果是變量，則他們必然會影響脈搏波傳導時間RWPWTT對血壓變化的準確表征。經(jīng)本申請人研究發(fā)現(xiàn)上述RWPWTT時間組成中的R波心臟收縮始期(RWPIT)與等容收縮期(ICT)在不同條件下存在變異性，這勢必造成用R波脈搏波傳導時間測量血壓方法的不準確性。
特別是若采用上述方法的脈搏波傳導時間RWPWTT表征頭部血壓，由于胸-頭距離短，傳導時間短，更會影響其準確性，頭部血壓變化既反映了腦部供血情況，也體現(xiàn)出頭部血壓變化時心臟自主神經(jīng)的調節(jié)，頭部血壓變化的連續(xù)監(jiān)測在航空、航天等軍事應用領域和臨床工作中具有重要意義，而現(xiàn)有的R波脈搏波傳導時間RWPWTT測量血壓的方法因其不準確性而無法用于頭部血壓變化的連續(xù)監(jiān)測。
此外心臟功能與血壓變化密切相關，在連續(xù)測量血壓的同時，同步獲取相關的動態(tài)心臟生理參數(shù)，對于進一步準確分析血壓變化原因等研究有著重要的實際意義。

發(fā)明內容
本發(fā)明要解決的技術問題是提供一種不僅操作方便、而且能夠提高測量準確性的連續(xù)測量血壓的方法及裝置。
本發(fā)明進一步要解決的技術問題是提供一種可以同時獲取與血壓相關的動態(tài)心臟生理參數(shù)的連續(xù)測量血壓的方法及裝置。
解決上述技術問題的連續(xù)測量血壓的方法包含下述內容—為被測者建立脈搏波傳導時間與逐拍動脈血壓之間的回歸方程BP＝a+b*PWTT式中BP為動脈血壓，PWTT為脈搏波傳導時間，a為截距，b為回歸系數(shù)；—用個體化校正技術確定被測者的a和回歸系數(shù)b；—連續(xù)獲取被測者的脈搏波傳導時間PWTT，用方程BP＝a+b*PWTT表征被測者的逐拍動脈血壓；其特征在于，所述獲取被測者脈搏波傳導時間PWTT的方法是—同步采集人體的脈搏波、心電、心音信號，形成同步的脈搏波、心電和心音圖；—通過上述三種信號圖，在同一心動周期中，以第二心音S2的第二成分主動脈瓣關閉成分A2點作起點，以脈搏波降支Au’的切跡In出現(xiàn)的時刻作終點，計算二者的時間差為脈搏波傳導時間。
解決上述技術問題的連續(xù)測量血壓的裝置為設有心電傳感器、脈搏波傳感器，所述的心電傳感器和脈搏波傳感器分別通過調理電路與設有顯示屏的計算機數(shù)據(jù)處理器輸入端連接，其特征在于還設有心音傳感器，心音傳感器通過調理電路與所述的計算機數(shù)據(jù)處理器輸入端連接。。
本發(fā)明進一步方案連續(xù)測量血壓的方法至少包含下述兩部分內容之一—在同一心動周期中，獲取R波到第一心音S1的二尖瓣關閉成分M1(第一個高振幅、高頻成分)的時間為心臟收縮始期(RWPIT)；—在同一心動周期中，用第一心音S1的二尖瓣關閉成分M1到第二心音S2的第二成分主動脈瓣關閉成分A2的時間，減去左室射血時間LVET獲取的心臟等容收縮期ICT；所述左室射血時間LVET是指左心室開始射血(主動脈瓣開放)到射血結束(主動脈瓣關閉)的時間，具體方法是取脈搏波起點U至切跡點In出現(xiàn)時刻之間的間距。
在每一心動周期中，隨著心肌的收縮和舒張、瓣膜的開啟和關閉、血液渦流的產(chǎn)生和傳遞，可在心動周期中的某些特定時刻，應用聽診器放在胸壁某些聽診部位，可以獲得心臟的正?；虍惓Ｂ曇?。如果應用傳感器將這些機械振動轉變?yōu)殡娏餍盘?，?jīng)放大后記錄的曲線，稱為心音圖(phonocardiogram，PCG)。
參見圖3，每一心動周期中應當出現(xiàn)四個心音，第一、二、三、四心音分別表示為S1、S2、S3、S4；第一心音S1的二尖瓣成分表示為M1(表示左房室瓣關閉)；第一心音S1的三尖瓣成分表示為T1；第二心音S2的主動脈瓣關閉成分表示為A2；第二心音S2的肺動脈瓣成分表示為P2。
用脈搏描記儀可以記錄淺表動脈脈搏的波形，這種記錄圖形稱為脈搏圖，參見圖4u稱為脈搏波起點，A為主波，B為潮波(重搏波前波)，C為重搏波波峰，D為重搏波波谷，u’稱為下一個脈搏波起點。uA為上升支，Au’為下降支，T為心動周期。
上升支(uA)在心室快速射血期，動脈血壓迅速上升，管壁被擴張，形成脈搏波形中的上升支。上升支的斜率和幅度受射血速度、心輸出量以及射血所遇的阻力的影響。
下降支(Au’)心室射血的后期，射血速度減慢，降支表示心臟射血進入緩慢射血期，此時因進入人動脈內血量少于向外周流去的血量，所以動脈壓力降低，血管口徑回縮形成降支的前段。降支中出現(xiàn)一個向上的波動為正波，叫做重搏波。重搏波之前的一個小的向下的波叫負波，或者叫做波谷、切跡或降中峽(Incisura)，常用In表示。負波的產(chǎn)生是由于心室開始舒張，心室內壓力迅速下降到低于主動脈內壓力，血液向主動脈瓣方向回流所引起的。重搏波是由于主動脈瓣突然關閉，血液向瓣膜沖擊，引起一個反沖使動脈系統(tǒng)內壓力又輕度升高而形成的。與此相對應的第二心音S2的第二成分主動脈瓣關閉成分A2也是由于心室舒張，室內壓突然下降，主動脈內血液反流引起主動脈瓣的關閉而產(chǎn)生的“關閉音”。
由于脈搏波降支中的切跡In和心音圖中第二心音S2的第二成分A2都表示了主動脈瓣關閉的時刻。在外周動脈獲得的脈搏波降支中的切跡In的出現(xiàn)時刻要比心音圖中第二心音S2的第二成分A2出現(xiàn)的時刻有所延遲，延遲的時間就是主動脈瓣突然關閉血液向瓣膜沖擊而形成的重搏波在血管內傳播的時間。而心音和脈搏波的波形形狀對于同一被試者在短期內是不會發(fā)生變化的，所以重搏波在血管內傳播的時間就是脈搏波傳導時間。
圖5是本發(fā)明以第二心音S2的第二成分(主動脈瓣關閉成分)A2計算脈搏波傳導時間的示意圖。
本發(fā)明進一步方案所獲得的心臟收縮始期(RWPIT)生理參數(shù)，一般指左心室開始收縮，使得左心室內壓力上升導致二尖瓣關閉的時間。以前通常是采用心尖搏動圖ACG的C點代表左心室收縮開始，而以第一心音S1的第一個高振幅、高頻成分M1作為二尖瓣關閉的標志。
參見圖6，心尖搏動圖ACG包括四個波和五個特征點，其中C點是心房收縮波結束(心房收縮完畢)，心室收縮波開始急劇上升之點，又稱心室收縮起點，大體與心電圖ECG的R波頂峰時間一致。。
由于心尖搏動圖ACG的記錄在臨床實際應用中非常容易受到體位姿態(tài)和呼吸影響而記錄不到正確的ACG波形，所以C點的識別就十分困難。根據(jù)心尖搏動圖ACG關于其特征點的定義和特性的描寫，C點與心電圖的R波位置是一致的，而且RWPWTT中包括的就是R波到第一心音S1的二尖瓣成分(第一個高振幅、高頻成分)M1的時間，所以本發(fā)明進一步方案連續(xù)測量血壓的方法中采用R波到第一心音S1的二尖瓣成分M1的時間作為心臟收縮始期，記做RWPIT。本方法更加簡單易行，易于操作。
本發(fā)明進一步方案所獲得的另一心臟生理參數(shù)等容收縮期是心動周期中十分重要的一個時相。它是指在心臟收縮始期以后，二尖瓣關閉到主動脈瓣打開的時間。在二尖瓣關閉而主動脈瓣尚未打開以前，心室肌收縮，但是血液是不能被壓縮的，所以左心室容積不變而是壓力迅速升高。當心室內壓力超過主動脈內血液壓力時，主動脈瓣打開，血液射出，等容收縮期結束。
本發(fā)明進一步方案的方法借助脈搏波起點U和切跡點In進行取值。由于脈搏波傳導需要一定時間，所以脈搏波的起點U和切跡點In出現(xiàn)的時刻要晚于主動脈瓣開放和主動脈瓣關閉的時刻。但是U-In的時間間距與創(chuàng)傷性方法測量的左心室射血時間LVET是相等的。所以可以采用U-In的時間間距代替LVET，該方法簡單易行，具有無創(chuàng)性。
本發(fā)明連續(xù)測量血壓的方法和裝置具有下述優(yōu)點1、原有R波脈搏波傳導時間RWPWTT包含了心臟收縮始期RWPIT和等容收縮期ICT，根據(jù)本申請人研究，證實了心臟收縮始期RWPIT與RWPWTT的同向變化關系及對RWPWTT商值的高估作用，以及等容收縮期ICT與RWPWTT的反向變化關系及對RWPWTT的低估作用，因此本發(fā)明方法提出了準確獲取脈搏波傳導時間的方法，排除了心臟收縮始期RWPIT和等容收縮期ICT對脈搏波傳導時間的正向和反向干擾，提高了連續(xù)測量血壓的準確性；2、本發(fā)明方法中獲取心音信號的過程與獲取心電圖信號同樣方便，所以易于操作；3、由于本發(fā)明方法消除了原有R波脈搏波傳導時間測量方法中心臟收縮始期RWPIT和等容收縮期ICT的干擾影響，提高了測量的準確性，所以可以用于連續(xù)測量頭部血壓，解決了原有方法因胸-頭距離短、傳導時間短，不能用于頭部血壓測量的難題。
4、能夠在同一套裝置上，在利用心電圖的R波、心音圖和脈搏波三種信號之間的時相關系連續(xù)測量血壓的同時，同步獲取其它與血壓密切相關的心臟生理參數(shù)，為進一步利用這些參數(shù)對血壓變化與心臟生理功能之間關系的分析和研究提供了便利；5、本發(fā)明進一步方案所能獲取的心臟收縮始期數(shù)值不僅能夠為進一步分析研究血壓與心臟生理功能之間的關系提供便利，而且還可以作為評價心臟前負荷的指標，從而為采用心臟收縮始期數(shù)值評價心臟前負荷指標提供了一種無創(chuàng)測量方法；
6、本發(fā)明進一步方案所能獲取的等容收縮期數(shù)值不僅能夠為進一步分析研究血壓與心臟生理功能之間的關系提供便利，而且還可以作為評價心臟后負荷的指標，從而為采用等容收縮期數(shù)值評價心臟后負荷提供了一種無創(chuàng)測量方法。


圖1、現(xiàn)有技術用心電圖R波計算脈搏波傳導時間算法示意2、用現(xiàn)有技術獲取的R波脈搏波傳導時間RWPWTT的不同部分組成示意3、心音圖的四個組成成分4、脈搏波波形和特征點示意5、本發(fā)明方法以第二心音的第二成分A2計算脈搏波傳導時間示意6、心尖搏動7、實施本發(fā)明方法實施例的軟件流程8、本發(fā)明裝置方框原理圖具體實施方案本例是用于對人體頭部血壓進行連續(xù)測量的方法和裝置。
先為被測者建立脈搏波傳導時間與逐拍動脈血壓之間的回歸方程BP＝a+b*PWTT式中BP為動脈血壓，PWTT為脈搏波傳導時間，a為截距，b為回歸系數(shù)；用個體化校正技術確定被測者的a和回歸系數(shù)b；然后連續(xù)獲取被測者的脈搏波傳導時間PWTT，用方程BP＝a+b*PWTT表征被測者的逐拍動脈血壓。
獲取脈搏波傳導時間PWTT的方法是將心電傳感器和心音傳感器附著在被測者體表，將脈搏波傳感器固定在被測者頭部，傳感信號經(jīng)信號調理后輸入到計算機，計算機系統(tǒng)的軟件包括兩大部分數(shù)據(jù)實時顯示記錄和數(shù)據(jù)的分析計算，數(shù)據(jù)實時顯示記錄是采用Visual C++編寫，用以接收來自于采集電路的傳感采樣數(shù)據(jù)，并實時顯示，然后將原始數(shù)據(jù)和部分關鍵中間結果記錄在磁盤文件中；數(shù)據(jù)分析軟件采用Matlab 6.5編程實現(xiàn)，該軟件具有強大的計算能力，通過編程可以使其同樣具有與其它高級編程語言同樣的界面交互能力，經(jīng)過Matlab編程實現(xiàn)的數(shù)據(jù)分析軟件將記錄的數(shù)據(jù)進行處理，提取有關波形的特征點，并計算出相應指標和繪制圖形。
根據(jù)計算機輸出的同一時序的心電圖、心音圖、脈搏波圖，本例以第二心音的第二成分(主動脈瓣關閉成分)A2計算脈搏波傳導時間。即以第二心音的第二成分A2做起點，脈搏波降支AO’上切跡In出現(xiàn)的時刻為終點，計算脈搏波傳導時間A2PWTTA2PWTT＝In-A2上述算法需要確定兩個特征點A2和In。
判定A2特征點的原則是一、確定心電圖的R波位置，1-1、計算心電信號的五點一階微分diffECG，并在其中尋找第一個最大負微分值出現(xiàn)的位置dPeakECG，該值的位置一般位于R波的下降或上升支上，并以該最大負微分值dECG為R波微分特征閾值；1-2、根據(jù)心電圖QRS波的時間跨度為60-110ms，在dPeakECG左右各40ms的范圍內，在原始心電信號中尋找最大峰值點出現(xiàn)的位置RECG，即為R波的位置；1-3、以1-1和1-2步驟重復尋找下一個R波，并計算RR間期RRtime。將RRtime作為RR間期匹配模板值；1-4、以R波微分特征閾值和RR間期匹配模板值為參考，從第二個R波的位置開始越過比RR間期匹配模板值略微短的時間長度(根據(jù)相鄰RR間期變化最大不會超過100ms，確定略微縮短100ms)，尋找一定范圍內微分值與R波微分特征閾值相差小于20％的點作為新的R波的負微分值dECGtemp。并在此點左右各40ms的范圍內，在原始心電信號中尋找最大峰值點出現(xiàn)的位置RECG，即為R波的位置；1-5、更新RR間期匹配模板值，以R波的位置為基準求取該QRS波中的最大負微分值dECG，并以此值更新R波微分特征閾值；
1-6、循環(huán)執(zhí)行1-4和1-5步驟，計算得到所有的R波位置數(shù)據(jù)；二、根據(jù)心音理論，第二心音中最早出現(xiàn)的高頻率、高振幅波為主動脈瓣關閉成分，對心音信號進行處理后，求取第二心音中最早出現(xiàn)的高頻率、高振幅波的峰值位置作為A2。
2-1、第一和第二心音肯定出現(xiàn)在R波之后，所以根據(jù)R波的位置，將其后的時間跨度為RR間期匹配模板值的數(shù)據(jù)求均值；2-2、以均值為零點，將心音信號求絕對值，必然會在R波以后和RR間期匹配模板值以內出現(xiàn)兩個較大的包絡，即第一和第二心音包絡；2-3、對絕對值信號做歸一化處理，并以50％為閾值，大于該閾值的包絡就只有第一和第二心音；2-4、對2-3步驟得到的信號進行平滑處理，并以平滑以后的信號的50％為閾值，大于該閾值為1，小于為0，將得到一個只有兩個正脈沖的數(shù)字信號，第二個脈沖的上升沿就是第二心音出現(xiàn)的粗略時刻，記錄該位置為PCG2。
2-5、由于整個第二心音持續(xù)的時間為70-80ms，所以從PCG2位置左右各50ms的范圍內計算五點一階微分，由于A2為高頻高振幅信號，所以該信號的一階微分值必然大于前面的低頻低振幅的第一成分信號，而且是突然變化，效仿2-2步驟計算微分結果的包絡，記錄包絡信號大于基線均值的第一個點為BeginA2；2-6、計算BeginA2以后微分值方向改變的點作為EndA2；2-7、在BeginA2和EndA2之間尋找最大或最小值點作為A2；In的判定原則由于外周脈搏波切跡出現(xiàn)肯定會晚于A2的出現(xiàn)，所以可以通過A2作為判斷的起點；對脈搏波上對應A2時刻的時刻作為計算起點，向后300ms以內做五點一階微分(以該算法計算的脈搏波傳導時間不大于300ms)，由于切跡點對應的是脈搏波上的波谷點，那么也就是微分方向從負變正的點，以該點作為In。
圖7為實施上述方法的計算機軟件流程圖。
按上述規(guī)則計算的特征點一般來說是準確的，可以正確處理數(shù)據(jù)文件。但當出現(xiàn)因被試者之間的個體差異比較嚴重，信號受到干擾造成波形改變而影響算法識別的情況時，需要在特征點識別上增加人工干預修正的環(huán)節(jié)。
本例利用心電、心音、脈搏波圖連續(xù)測量頭部血壓時，還同步獲取了被測者的心臟收縮始期和等容收縮期數(shù)值，方法是在同一心動周期中，獲取R波到第一心音S1的二尖瓣關閉成分M1(第一個高振幅、高頻成分)的時間為心臟收縮始期RWPIT；在同一心動周期中，用第一心音S1的二尖瓣關閉成分M1到第二心音S2的第二成分主動脈瓣關閉成分A2的時間，減去左室射血時間LVET獲取心臟等容收縮期ICT；所述左室射血時間LVET是指左心室開始射血(主動脈瓣開放)到射血結束(主動脈瓣關閉)的時間，具體是取脈搏波起點O至切跡點In出現(xiàn)時刻之間的間距。
實施上述方法采用的裝置為脈搏波傳感器是氣囊型脈搏波傳感器，其結構是將壓力傳感器固定于裝在平板基座上的電路板上，平板基座與氣囊固定連接，壓力傳感器管腳引線從側部引出，基座中部留有通氣孔，以保證內外氣體壓力平衡。
壓力傳感器采用美國SMI公司開發(fā)的硅微結構壓阻式傳感器5350-008，滿量程為0.8psi(5kPa，40mmHg)。其基片可直接作為測量傳感元件，擴散電阻在基片內接成電橋形式。當基片受到外力作用而產(chǎn)生形變時，各電阻值將發(fā)生變化，電橋就會產(chǎn)生相應的不平衡輸出。使用時，用彈性帶將傳感器固定在動脈上，不能固定太緊，以免影響脈搏波的傳播和防止氣囊內的壓阻式傳感器處于非線性區(qū)域。本例設有兩個脈搏波傳感器，分別固定在被測者頭部兩側的太陽穴上。
心音傳感器采用有源心音用振動傳感器，其內部包括有放大電路，所以具有良好的抗干擾性能，能夠有效地拾取小于等于100Hz的低頻信號，采用正負3.3伏雙電源供電，工作電流為110μA。具有體積小，能夠防水的特點。
心電傳感器為常規(guī)的心電探頭。
脈搏波傳感器、心音傳感器、心電傳感器分別通過脈搏波調理電路、心音調理電路、心電放大電路接數(shù)據(jù)處理計算機。
傳感器、調理電路、數(shù)據(jù)處理計算機均可采用現(xiàn)有的心電圖、脈搏波圖、心音圖的數(shù)據(jù)采集、調理、圖像形成技術實施。
權利要求
1.一種連續(xù)測量血壓的方法，包含下述內容—為被測者建立脈搏波傳導時間與逐拍動脈血壓之間的回歸方程BP＝a+b*PWTT式中BP為動脈血壓，PWTT為脈搏波傳導時間，a為截距，b為回歸系數(shù)；—用個體化校正技術確定被測者的截距a和回歸系數(shù)b；—連續(xù)獲取被測者的脈搏波傳導時間PWTT，用方程BP＝a+b*PWTT表征被測者的逐拍動脈血壓；其特征在于，所述獲取被測者脈搏波傳導時間PWTT的方法是—同步采集人體的脈搏波、心電圖、心音圖信號，形成同步的脈搏波、心電和心音圖；—通過上述三種信號圖，在同一心動周期中，以第二心音(S2)的第二成分主動脈瓣關閉成分(A2)點作起點，以脈搏波降支(Au’)的切跡(In)出現(xiàn)的時刻作終點，計算二者的時間差為脈搏波傳導時間。
2.根據(jù)權利要求1所述的連續(xù)測量血壓的方法，其特征在于在同一心動周期中，獲取R波到第一心音(S1)的二尖瓣關閉成分(M1)的時間為該周期的心臟收縮始期(RWPIT)。
3.根據(jù)權利要求1或2所述的連續(xù)測量血壓的方法，其特征在于在同一心動周期中，用第一心音(S1)的二尖瓣關閉成分(M1)到第二心音(S2)的第二成分主動脈瓣關閉成分(A2)的時間，減去左室射血時間(LVET)獲取該周期的心臟等容收縮期(ICT)；所述左室射血時間(LVET)是指左心室開始射血到射血結束的時間，具體測量方法是取脈搏波起點U至切跡點In出現(xiàn)時刻之間的間距。
4.一種連續(xù)測量血壓的裝置，其特征在于設有心電傳感器、脈搏波傳感器，所述的心電傳感器和脈搏波傳感器分別通過調理電路與設有顯示屏的計算機數(shù)據(jù)處理器輸入端連接，其特征在于還設有心音傳感器，心音傳感器通過調理電路與所述的計算機數(shù)據(jù)處理器輸入端連接。
全文摘要
一種連續(xù)測量血壓的方法和裝置，該方法是為被測者建立脈搏波傳導時間與動脈血壓之間的回歸方程BP＝a+b*PWTT；用個體化校正技術確定被測者的截距a和回歸系數(shù)b；連續(xù)獲取脈搏波傳導時間PWTT的方法是同步采集人體的脈搏波、心電圖、心音圖信號，形成脈搏波、心電和心音圖；通過上述三種信號圖，在同一心動周期中，以第二心音(S2)的第二成分主動脈瓣關閉成分(A2)點作起點，以脈搏波降支(AU’)上切跡(In)出現(xiàn)的時刻作終點，計算二者的時間差為脈搏波傳導時間。本方法操作簡單，提高了連續(xù)測量血壓的準確性，可用于頭部血壓測量，并能同步獲取相關的動態(tài)心臟生理參數(shù)。
文檔編號A61B5/0205GK1849998SQ20061008154
公開日2006年10月25日 申請日期2006年5月26日 優(yōu)先權日2006年5月26日
發(fā)明者俞夢孫, 姬軍, 張宏金, 楊福生, 陶祖萊, 謝敏 申請人:中國人民解放軍空軍航空醫(yī)學研究所, 北京新興陽升科技有限公司