一种无创动脉血压连续测量方法和设备
专利汇可以提供一种无创动脉血压连续测量方法和设备专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 公开一种无创人体动脉血压连续测量方法和设备。无创人体中心动脉血压连续测量方法包括：由采集的桡动脉和肱动脉 脉搏 波 波形 计算被测者动脉血管网络模型个性化参数的方法，由桡动脉脉搏 波速 度和动脉血管网络参数计算桡动脉血压收缩压、舒张压和血压波形的方法，计算升主动脉-桡动脉传递函数，并进而计算中心动脉血压的方法。无创人体中心动脉血压连续测量设备由 信号 处理和分析单元、戴在 手腕 上的脉搏波和运动信号采集单元、以及戴在胸前的心电和运动信号采集单元组成。本发明同时监测心电、桡动脉血压和中心动脉血压压、以及运动和 姿态 ，在各种运动状态下分析心率和心电形态参数，分析动脉网络模型参数和血压参数，特别是中心动脉压波形参数，对于心血管病，特别是 高血压 、冠心病等高危 疾病 的防治和控制具有重要意义。，下面是一种无创动脉血压连续测量方法和设备专利的具体信息内容。
1.一种无创动脉血压连续测量方法和设备，包括：
使用同步测得的桡动脉和肱动脉脉搏波序列计算桡动脉血管模型参数的方法，由桡动脉脉搏波速计算平均血压、收缩压和舒张压的方法，血管网络中每段血管的脉搏波速比例关系，计算升主动脉到桡动脉的传递函数的方法，以及由桡动脉血压计算中心动脉血压的方法；
脉搏波和运动信号采集单元，包括采集桡动脉和肱动脉脉搏波的传感器、运动传感器、控制器和附着装置，在各种运动和姿态情况下采集被测者的桡动脉、肱动脉脉搏波信号和小臂的运动信号，放大和数字化所测得的信号；
信号处理和分析单元，以有线或无线方式与脉搏波和运动信号采集单元连接，实时同步控制脉搏波和运动信号采集单元，实时同步采集和处理桡动脉和肱动脉脉搏波信号，由采集到的桡动脉和肱动脉脉搏波信号对序列计算动脉网络模型参数，由连续采集的每一对桡动脉和肱动脉脉搏波及相应两个传感器距离计算桡动脉脉搏波波速，并进而计算血压值和波形，计算升主动脉到桡动脉的传递函数并进而计算中心动脉血压和波形、计算中心动脉血压波形反射波拐点和扩增指数（AIX），根据人体和小臂运动数据，分类躯干和小臂的运动类型、强度、姿态和俯仰角，处理和分析在不同运动和姿态下的血压和心电数据，向计算机或服务器上传数据和计算分析结果；
计算机或服务器，连接和管理多个无创动脉血压连续测量设备，接收和分析佩戴者在不同运动状态和姿态下、不同时辰、的心电、血压和呼吸数据，计算心肺健康指数等一系列指标，根据佩戴者的年龄、性别、病史，提供报告和咨询意见。
2.根据权利要求1所述的无创动脉血压连续测量方法和设备，其特征在于：包括其第二实施方案，即心电信号和桡动脉脉搏波来计算桡动脉脉搏波波速，该第二实施方案下的无创动脉血压连续测量方法和设备，包括：
脉搏波和运动信号采集单元，包括采集桡动脉和肱动脉脉搏波的传感器、运动传感器、控制器和附着装置，在各种运动和姿态情况下采集被测者的桡动脉脉搏波信号和小臂的运动信号，在测量开始的时候，同步测量桡动脉和肱动脉脉搏波序列信号，放大和数字化所测得的信号；
心电和运动信号采集单元，包括测量心电的电极、运动传感器、控制器和佩戴装置，采集、放大心电信号并转换为数字信号，该装置同时嵌入运动传感器，测量人体躯干的运动和姿态信号；
信号处理和分析单元，以有线或无线方式与脉搏波和运动信号采集单元以及心电和运动信号采集单元连接，实时同步控制脉搏波和运动信号采集单元和心电和运动信号采集单元，实时同步采集和处理桡动脉和肱动脉脉搏波以及心电和运动信号，由采集到的桡动脉和肱动脉脉搏波信号对序列计算动脉网络模型参数，由连续测量的每一对桡动脉脉搏波和心电信号波形，计算桡动脉脉搏波速度并进而计算血压和波形，计算升主动脉到桡动脉的传递函数并进而计算中心动脉血压和波形、计算中心动脉血压波形反射波拐点和扩增指数（AIX），根据人体和小臂运动数据，分类躯干和小臂的运动类型、强度、姿态和俯仰角，处理和分析在不同运动和姿态下的血压和心电数据，向计算机或服务器上传数据和计算分析结果；
计算机或服务器，连接和管理多个无创动脉血压连续测量设备，接收和分析佩戴者在不同运动状态和姿态下、不同时辰、的心电、血压和呼吸数据，计算心肺健康指数等一系列指标，根据佩戴者的年龄、性别、病史，提供报告和咨询意见。
3.根据权利要求1所述的无创动脉血压连续测量方法和设备，其特征在于：脉搏波和运动信号采集单元是佩戴在手腕上的微型嵌入式数据采集系统，它包括测量桡动脉和肱动脉脉搏波的传感器、运动传感器、前置放大器、模数转换和控制器，其中桡动脉传感器由一附着装置保证传感器与桡动脉外表稳定接触，不受或极少受运动和其它因素影响，以便在长时间内稳定测量桡动脉脉搏波信号，在同步、连续测量肱动脉脉搏波的同时测量桡动脉和肱动脉脉搏波的传感器之间的距离，所测脉搏波信号经前置放大器放大并转换为数字信号，与该装置中的运动传感器信号一起，送往信号处理和分析单元。
4.根据权利要求1所述的无创动脉血压连续测量方法和设备，其特征在于：小臂动脉血压参考值有两种获取方法，其一是在脉搏波和运动信号采集单元中的桡动脉传感器上装有手动或自动加压装置，使桡动脉脉搏波传感器将桡动脉血管压扁，达到桡动脉脉搏波传感器测得的血压值与血管内血压值相等，其二是用常规血压计测量小臂血压值。
5.根据权利要求2所述的无创动脉血压连续测量方法和设备，其特征在于：心电和运动信号采集装置是用一胸带佩戴于胸前的微型嵌入式系统，为了保证心电信号质量，其中一个电极应置于心电胸导V3或V4位置，采集的心电信号经前置放大后再转换为数字信号，与该装置中的运动传感器信号一起送到微型信号处理装置，运动传感器包括3轴加速度计，增加陀螺仪和磁力计会增加躯干和小臂三维角度估计精度，肱动脉脉搏波传感器只在开始时由操作员或被测者自己操作，同步测量桡动脉和肱动脉脉搏波序列，供计算动脉网络参数之用。
6.根据权利要求2所述的无创动脉血压连续测量方法和设备，其特征在于：心电信号采集装置，进一步包括基于胸阻抗测量方法测量呼吸波，将恒定幅度的调制电流源激励到人体，并测量电流产生的电压，得到人体的胸部阻抗，该阻抗随着人体呼吸而变化，从而推出呼吸波。
7.根据权利要求1所述的无创动脉血压连续测量方法和设备，其特征在于：信号处理和分析单元是一微型计算设备，以类似手表的方式戴在腕上，或佩带在腰间，它以有线或无线方式与脉搏波和运动信号采集单元和心电和运动信号采集单元连接，实时同步控制脉搏波信号采集单元和心电信号采集单元，实时同步采集和处理桡动脉和肱动脉脉搏波以及心电和运动信号，计算动脉网络模型参数，连续计算桡动脉血压和中心动脉血压，分析人体躯干和小臂的运动和姿态，存储数据、提供报告，以有线或无线方式向计算机或服务器上传数据。
8.根据权利要求1所述的无创动脉血压连续测量方法和设备，其特征在于：无创动脉血压连续测量方法包括：建立了基于粘性流体力学的动脉血管模型，使用同步测得的桡动脉和肱动脉脉搏波序列，计算桡动脉血管模型参数，即桡动脉的血流阻力、血液流动惯量和血管顺应性，建立了基于动脉血管模型的桡动脉这一段无分叉均匀血管的血压与脉搏波速关系，以及由脉搏波速计算平均血压、收缩压和舒张压的公式，建立了血管网络中每段血管的脉搏波速比例关系，从而将血压与脉搏波速关系扩展到动脉网络中的任意血管段，包括中心动脉到桡动脉，可从心电图和桡动脉脉搏波波形计算出脉搏波波速，建立了基于动脉血管网络模型计算升主动脉到桡动脉的传递函数的方法，以及由桡动脉血压计算中心动脉血压的公式。
9.根据权利要求7所述的无创动脉血压连续测量方法和设备中的信号处理和分析单元，其特征在于：信号处理和分析单元从心电和运动信号采集单元获得心电数据和呼吸波数据，对其进行滤波、去除基线漂移，对心电信号提取QRS波、ST段、检测心电异常、计算心率、心率变异度。
10.根据权利要求7所述的无创动脉血压连续测量方法和设备中的信号处理和分析单元，其特征在于：信号处理和分析单元从心电和运动信号采集单元获得人体躯干运动信号，包括加速度计信号、陀螺仪和磁力计信号，根据其中一组信号，或融合多组信号，推断人体姿态和运动类型，包括：躺、坐、站、走、跑、摔、坐起、躺下、站起、坐下，以及走和跑时的步频，计算躯干的俯仰角和姿态，从脉搏波和运动信号采集单元获得的小臂运动数据分析小臂的运动和静止状态，计算小臂的俯仰角和姿态。
11.根据权利要求7所述的无创一种无创动脉血压连续测量设备
动脉血压连续测量方法和设备中的信号处理和分析单元，其特征在于：处理采集到的桡动脉和肱动脉脉搏波信号对序列，找出合适的波形点序列对，列出参数矩阵和观测矩阵，使用最小二乘算法，求出动脉网络模型参数，包括桡动脉血流阻力、血液流动惯量和血管顺应性。
12.根据权利要求7所述的无创动脉血压连续测量方法和设备中的信号处理和分析单元，其特征在于：由连续测量的每一对桡动脉和肱动脉脉搏波及相应两个传感器距离计算桡动脉脉搏波传播速度，或由连续测量的每一对桡动脉脉搏波和心电信号波形，计算中心动脉到桡动脉的脉搏波平均传播速度，再根据动脉网络中血管间的脉搏波传播速度的比例关系，得到桡动脉的脉搏波传播速度，根据脉搏波传播速度和血压的关系公式，计算桡动脉血压收缩压和舒张压和波形，根据人体动脉血管网络模型计算升主动脉到桡动脉的传递函数，并进而计算中心动脉血压波型。
13.根据权利要求7所述的无创动脉血压连续测量方法和设备中的信号处理和分析单元，其特征在于：根据测量和计算出的动脉网络模型参数、桡动脉和中心动脉连续血压及其波形、躯干和小臂的运动类型、强度、姿态和俯仰角数据，以及时间标签，分析和显示桡动脉和中心动脉血压随时间，以及运动和姿态的变化，计算和显示动脉硬化指数、心肺系统健康指数、中心动脉血压波形反射波拐点、扩增指数（AIX），作为高血压病的诊断依据。
14.根据权利要求1所述的无创动脉血压连续测量方法和设备，其特征在于：根据人体和小臂运动和姿态类型，融合血压、心电、呼吸信号和它们随时辰和运动的变化，计算佩戴者的多器官变异性参数，作为其心肺系统健康指数，表征该佩戴者的健康状况，预测可能的疾病。
15.根据权利要求1所述的无创动脉血压连续测量方法和设备，其特征在于：每个连续动脉血压测量设备可以独立运行，也可以通过无线或有线（如USB）与计算机或服务器联接，将测量和计算出的数据，以及连续动脉血压测量设备的即时状态，如电池水平、脉搏波和心电采样率、各单元的工作状态和自检结果，上传到计算机或服务器，计算机或服务器连接和管理多个无创动脉血压连续测量设备，接受和分析佩戴者在不同运动状态和姿态下、不同时辰、的心电、呼吸和血压数据，根据佩戴者的年龄、性别、病史，提供综合报告，对特定个人，分析和跟踪健康状况和病情，对所有人员，研究心肺系统健康和疾病对不同人群的发生、发展、防治、康复进行跟踪和深入研究。
一种无创动脉血压连续测量方法和设备
技术领域
发明内容
图3、无创连续动脉血压测量方法和设备第二实施方案的系统方框图；
图4、无创连续动脉血压测量方法和设备的系统第二实施方案构成和佩戴方式示意图；
图5、左桡动脉血管等效电路；
图6、脉搏波传输时间计算时脉搏波参考点的选取；
图7、佩戴在胸前的加速度传感器的三个坐标轴和人体俯仰角计算。
具体实施方式
从桡动脉到中心动脉的人体血管网络包含升主动脉、肱动脉、桡动脉以及周边毛细血管几个部分，其中除周边动脉外，其它几段动脉符合同样的大中动脉血管模型，只是参数不同。所以我们将建立两种模型，分为大中动脉模型，和周边毛细动脉模型，然后通过级联构成所需的血管网络。中国专利“一种无创中心动脉测量方法和设备”，申请号：
201210584475，使用粘性流体力学，推导了整个人体动脉网络及其方程。借用其结果，我们可以使用同步测得的桡动脉和肱动脉脉搏波序列，计算桡动脉血管模型参数，如下：
参照图5的左桡动脉血管等效电路，其中 为桡动脉的血流阻力； 为桡动脉的
血液流动惯量； 为桡动脉的血管顺应性； 为与桡动脉相连的代表小微动脉血管网络的外周阻力； 为桡动脉始端的血液压力； 为桡动脉末端的血液
压力； 为桡动脉始端流入的血液流量； 为桡动脉末端流出的血液流
量。模型参数 、 、 、 的估计方法如下。
然后根据上文讨论的血管参数，以及模型参数的比例关系，得到左桡动脉血管模型所级联的外周阻力 ，
（2）桡动脉血管模型参数、、估计
根据桡动脉血管模型，我们可以得到如下数学表达式：
整理式（3.6）得
其中，参数 、 、 可以通过一般最小二乘算法估计得到。
与血液压力成线性关系。血液流量曲线可以由压力传感器在左手腕的桡动脉测量得到，但是绝对值位置，需要校准得到。结合左桡动脉血液流量值的计算公式
将上式的结果用于桡动脉血液流量曲线的校准，可以得到左桡动脉血液流量
。
定义如下参数矩阵：
得到参数矩阵和观测矩阵的关系方程
其中， 为观测误差。如果有 次观测，也即从脉搏波和运动采集单元110同步采集桡动脉和肱动脉脉搏波信号波形的m个采样点数据，令 ，则有：
其中：
最小二乘算法的思想就是寻找一个 的估计值 ，使得各次观测
的 与由 估计的 之差的平方和最小。 最小二乘估计
为:
解方程得到参数 、 、 的表达式。
脉搏波速由动脉壁力学特性(粘性和弹性)、几何学特征(直径和管壁厚度)和血液的密度决定。由于弹性管道(动脉)内血液是不可压缩的液体，能量传递主要通过血管壁传导，因此血管功能是影响脉搏波速的主要因素。它们的关系可以用Moens-Korteweg方程表示：
式中，是脉搏波速度， 是血管壁的弹性模量， 是血液密度， 是血管壁厚度， 是血管内径。又有血压和血管壁弹性模量之间的关系如下：
式中， 是压力为零时的弹性模量， 是血压（mmHg）， 是表征血管特征的一个参数，数值范围约为0.016～0.018（mmHg）。
其中， 为桡动脉血管特征参数， 为桡动脉血管内径， 为桡动脉血液密度，
为桡动脉血管壁厚度， 为桡动脉血管壁的弹性模量。上述参数为个性化参数，其值因人而异。
式中， 为脉搏波在桡动脉传播的时间。进一步可以得到
根据桡动脉血管模型的血管顺应性 和血液流动惯量 的定义我们可以对公式进
行如下转化：
上述公式即为基于血管模型的桡动脉连续血压估计公式：我们可以根据逐拍脉搏波在桡动脉中的传递时间 估计得到连续的桡动脉平均血压 。其中，血管顺应性和血液流动惯量已知。血管特征参数 可以由一组桡动脉平均血压 和对应的脉搏波传递时间校准获得。
舒张期（ ，为舒张期起始时刻， 为舒张期结束时刻），我们有：
其中， = 。解上述常微分方程得到舒张期的桡动脉末端血压为：
其中， 为舒张期起始时刻桡动脉末端的血压（即为收缩压）。进而可以知道桡动脉末端舒张压为：
对于每一拍脉搏波，我们根据脉搏波在桡动脉的传递时间 ，计算得到该脉搏波的平均血压 。又因为脉搏波平均压 与收缩压 、舒张压 存在如下关系：
其中 为脉搏波波形系数，可由脉搏波波形计算得到。上述两个公式得到逐拍脉搏波的收缩压计算公式：
进而，舒张压计算公式为:
3、血管网络中每段血管的脉搏波速比例关系
上面的由脉搏波传播时间或脉搏波速推导血压的公式，只适用于无分叉的一段均匀血管，如桡动脉。但是，这段血管比较短，其测量误差不好控制，而且测量起来有困难。下面，我们给出在人体动脉血管网络中，已知任意一段血管中的脉搏波速，都可以导出桡动脉的脉搏波速，进而计算出血压值。下面以升主动脉-桡动脉脉搏波传递时间为例，给出公式：
脉搏波速由动脉壁力学特性(粘性和弹性)、几何学特征(直径和管壁厚度)和血液的密度决定。由于弹性管道(动脉)内血液是不可压缩的液体，能量传递主要通过血管壁传导，因此血管功能是影响脉搏波速的主要因素。它们的关系可以用Moens-Korteweg方程表示，并得到：
由此可以得到任意血管段中脉搏波传递时间为：
其中 为血管段编号。升主动脉-桡动脉脉搏波传递时间 为脉搏波在升主动
脉（ ）、主动脉弓I（ ）、主动脉弓II（ ）、左锁骨下动脉I（ ）、左锁骨
下动脉II（ ）及桡动脉（ ）的传递时间之和，进而我们可得 的公式推导为：
进一步，对
公式进行调整在已知升主动脉-桡动脉脉搏波传递时间 的前提下，我们可以计算脉搏波在桡动脉中的传递时间为：
现假设
公式中不同血管的血液密度 、血管特征参数 和血压 相同，那么上述公式可简化为：
其中 、 、 、 为血管 的血管参数比值，由文献Westerhof, N., et al.,
Analog studies of the human systemic arterial tree. Journal of biomechanics,
1969. 2(2): p. 121-134，以及Wang, J.J. and K.H. Parker, Wave propagation in a model of the arterial circulation. Journal of biomechanics, 2004. 37(4): p.
457—470可以获得。
中 表示模型中 号节点的血压)。根据我们的网络模型，对其电网络等效，计算其电压传递函数即可得到传递函数。特别的，可以得到以升主动脉模型的始端的血压（ ）为输入，以桡动脉模型的末端的血压（ ）为输出的传递函数 。
（ ）表示。其关系式表示如下：
从而，中心动脉血压估计公式如下：
5、人体和小臂的运动和姿态检测
无创无须充气的人体中心动脉血压连续测量设备在连续测量人体上肢血压的同时，连续获得中心动脉血压波形。同时，我们也获得心电信号、呼吸信号，以及身体的运动和姿态信息，包括小臂的动态信息和俯仰角信息。
运动分割。获得的心电、呼吸和血压数据经过预处理之后的第一步，是以运动类型、强度和姿态为情景条件的进一步处理，即运动分割。这一处理的必要性非常明显：心肺系统受运动影响很大，不同的运动下心率、呼吸率和血压也不同；人的姿态的突然变化会导致测量结果的突变，这不仅因为姿态的变化会导致心肺系统的反应，也因为测量仪器与身体间位置的变化而产生测量噪声和误差；再者，即使都在静止状态下，血压传感器与心脏相对位置不一，其血压测量结果也不一样。
上式中中括号中的特征依次为心电、呼吸、血压特征，包括心率变异度、心电图ST段、呼吸率变异度、血压、血压变异度等。对某个人，这些特征在某时辰、某运动状态、某运动量之下的测量值构成了一个特征阵列，在获得正常值和疾病的似然率后，成为判断身体心肺系统健康的指数，和心肺系统疾病早期预警、治疗效果监测、出院观察和随访的重要指标。
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