CN104173036A - 一种脉搏波采集装置、无创血压连续逐拍测量系统及方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种脉搏波采集装置、无创血压连续逐拍测量系统及方法；该系统采用了具有臂套结构的脉搏波采集装置进行肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号的采集，并且功耗较低，续航工作时间较长，佩戴更加方便和舒适，避免了充气袖带的充气刺激对血压测量准确性的影响；系统中的血流动力检测分析仪通过无线方式与脉搏波采集装置相连通，获取脉搏波采集装置采集到的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号进行计算分析，结合无创血压连续逐拍测量方法，实现对被检测对象血压的无创、连续逐拍测量，简化了测量操作，确保了测量的准确性，解决了现有技术中无创血压测量设备和方法测量操作繁琐、准确性不高、难以实现血压连续逐拍测量的问题。

Description

一种脉搏波采集装置、无创血压连续逐拍测量系统及方法

技术领域

本发明涉及一种无充气袖带、无创血压测量装置及方法，特别涉及一种脉搏波采集装置、无创血压连续逐拍测量系统及方法。

背景技术

心血管疾病是当前人类面临的首要健康威胁，血压能够反应出人体心脏和血管的功能状况，是临床上诊断疾病、观察治疗效果、进行预后判断的重要依据。人体血压是指心脏收缩时血液流经血管对管壁产生的侧压力，是心室射血和外周阻力共同作用的结果。血压分为动脉压与静脉压，通常说的血压指的是动脉压。血压在每个心动周期都连续变化，心室收缩时，血液从心室流入动脉，此时血液对动脉的压力最高，称为收缩压SBP(Systolicblood pressure)；心室舒张时，动脉血管弹性回缩引起血液仍慢慢继续向前流动的血压值称为舒张压DBP(Diastolic blood pressure)。一个完整心动周期中的平均压力称为平均压MAP(Mean arterial pressure)。在实际测量中，习惯使用mmHg来表示血压的读数。

血压测量分为直接测量法和间接测量法。直接测量法，又称为动脉插管法，将连接特有压力传感器的导管直接插入大动脉或心脏检测血压信号来获得血压值。该方法得到的结果最为准确，被称为血压测量的“金标准”。但是这种方法需要长时间准备，有一定创伤，且增加了许多可能并发症(例如感染、出血、血栓、栓塞等)发生的危险，因此该方法应用并不广泛，仅适用于危重病人的抢救和大手术病人。间接测量法，常采用相关特征信号进行分析而获得血压值，如通过血流来反映血压，也就是临床上所获得的无创动脉血压。无创血压测量的方法主要有听诊法，示波法，动脉张力法，容积补偿法等。基于动脉张力法血压连续测量方法对动脉张力传感器精度和位置固定要求极高，而现在市面上最常见的是基于示波法的血压计，该类血压计常常使用了充气袖带，而使用充气袖带会产生不舒适感，充气压力给被测者带来的刺激也会影响血压测量结果，并且由于充气时间的影响，不能实现血压的连续逐拍测量。

CN1698536提供了“一种采用自动补偿的无袖带式连续血压测量方法”。该方法通过测量与被测者的脉搏波相关的特征量，确定对所述特征量有影响的第一因素参量；确定因被测者的生理活动变化而对被测者的血压造成影响的第二因素参量；基于所述特征量，利用所述第一和第二因素参量作为补偿量，确定被测者的动脉血压。该方法要对各种因素的变化而造成的血压测量误差进行补偿，但也无法实现对被测者血压的连续逐拍测量，并且校正过程繁琐，准确度也有待商榷。

总之，目前无创血压测量设备和方法，都以示波法为主，充气袖带不仅给被测者带来不适，并且其充气刺激也会影响血压测量的准确性，而其他的无创血压测量方法也存在测量操作繁琐、难以有效实现血压连续逐拍测量的问题。

发明内容

本发明的目的就是针对上述现有技术的不足，提供一种脉搏波采集装置以及应用该脉搏波采集装置的无创血压连续逐拍测量系统，能够用于对被测试对象进行血压连续逐拍测量，且使用和操作简单方便、测量准确，以解决现有技术中无创血压测量设备和方法测量操作繁琐、准确性不高、难以实现血压连续逐拍测量的问题。

为了实现上述目的，针对于脉搏波采集装置，本发明采用了如下技术方案：

一种脉搏波采集装置，包括一采用柔性材料制成的用于套设在人体手臂上的臂套，所述臂套的柔性材料层至少能够覆盖人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置；臂套上对应于人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处的柔性材料层内侧面分别设置有第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器，且臂套上对应于人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处均设置有松紧程度调节结构；

所述臂套上还设置有低功耗处理器、低功耗无线发射模块和独立电源；

所述第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器的脉搏波信号输出端分别与低功耗处理器的信号采集端电连接，低功耗处理器的信号输出端与低功耗无线发射模块进行数据连接，由独立电源分别为第一脉搏波传感器、第二脉搏波传感器、低功耗处理器和低功耗无线发射模块供电；其中，低功耗处理器用于连续地采集第一脉搏波传感器所感测输出的肱动脉脉搏波信号以及第二脉搏波传感器所感测输出的桡动脉脉搏波信号，并将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理。

上述的脉搏波采集装置中，作为优选方案，所述臂套上对应于人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处的松紧程度调节结构为弹性收缩套圈或绑带。

上述的脉搏波采集装置中，作为进一步改进方案，所述臂套上还设置有与低功耗处理器的数据读写端进行数据连接的缓存模块；所述低功耗处理器还能够将采集到的两路脉搏波信号传输至缓存模块中加以缓存，且能够从缓存模块中读取所缓存的两路脉搏波信号。

上述的脉搏波采集装置中，作为优选方案，所述低功耗处理器、低功耗无线发射模块和独立电源集成在一电路安装盒内，所述电路安装盒固定在臂套上靠近人体肩部一端的柔性材料层外侧面上，低功耗处理器通过从电路安装盒延伸出的线缆分别与第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器电连接，且所述线缆埋设在臂套的柔性材料层中。

针对于无创血压连续逐拍测量系统，本发明采用了如下技术方案：

一种无创血压连续逐拍测量系统，包括如上所述的脉搏波采集装置；还包括血流动力检测分析仪；

所述血流动力检测分析仪包括一机箱，机箱上部具有一个倾斜的展示操作面；所述机箱内设置有无线接收模块、中央处理器、数据存储模块、输入操作单元、显示单元和电源管理模块，且输入操作单元的操作面和显示单元的显示屏安装固定在机箱上端部的展示操作面上；所述无线接收模块与中央处理器的信息采集端进行数据连接，中央处理器的数据读写端与数据存储模块进行数据连接，中央处理器的操作信号输入端与输入操作单元的操作信号输出端进行数据连接，中央处理器的显示数据输出端与显示单元的显示数据输入端进行数据连接，由电源管理模块分别为无线接收模块、中央处理器、数据存储模块、输入操作单元和显示单元供电；其中，

无线接收模块用于与脉搏波采集装置的低功耗无线发射模块建立无线通信连接，连续地接收脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号，并传输至中央处理器；

数据存储模块用于存储被测试对象的血压检测模型；所述被测试对象的血压检测模型用于记录被测试对象的收缩压、舒张压分别与其脉搏波传导时间之间的函数映射关系；

输入操作单元用于向中央处理器发送人机操作控制信号；

显示单元用于根据中央处理器输出的显示数据指令进行界面显示；

中央处理器用于根据来自输入操作单元的人机操作控制信号选定被测试对象的血压检测模型，且从数据存储模块中提取出所选定的被测试对象的血压检测模型，根据脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号连续地测算出每个心跳周期的脉搏波传导时间、心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数并作为所述血压检测模型的输入，进而连续地计算出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压值，并通过输出显示数据指令控制显示单元显示出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压的连续逐拍测量波形。

此外，本发明还提供了采用上述无创血压连续逐拍测量系统进行测量的无创血压连续逐拍测量方法，针对于此，本发明采用了如下技术方案：

一种无创血压连续逐拍测量方法，采用如上所述的无创血压连续逐拍测量系统进行测量；该方法具体包括如下步骤：

1)将脉搏波采集装置套设在被测试对象的一侧手臂上，确保脉搏波采集装置的臂套上的第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器分别对应接触在被测试对象手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处，开启脉搏波采集装置的独立电源，并且启动运行血流动力检测分析仪，通过操作血流动力检测分析仪的输入操作单元控制其中央处理器选定被测试对象的血压检测模型，开始进行测量；

2)脉搏波采集装置的低功耗处理器连续地采集第一脉搏波传感器所感测输出的肱动脉脉搏波信号以及第二脉搏波传感器所感测输出的桡动脉脉搏波信号，并将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理；

3)血流动力检测分析仪的中央处理器通过无线接收模块连续地接收脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号，且从数据存储模块中提取出所选定的被测试对象的血压检测模型，根据所述肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号连续地测算出每个心跳周期的脉搏波传导时间、心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数，并作为所述血压检测模型的输入；

4)血流动力检测分析仪的中央处理器利用被测试对象的血压检测模型，连续地计算出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压值，并通过输出显示数据指令控制显示单元显示出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压的连续逐拍测量波形。

上述的无创血压连续逐拍测量方法中，具体而言，所述被测试对象的血压检测模型为：

$\left\{\begin{array}{c}\mathrm{SBP}=a\×\mathrm{PWTT}+b\\ \mathrm{DBP}=\mathrm{SBP}\×e^{\frac{T_d}{f\left(k\right)}}\end{array}\right.;$ 其中，f(k)＝m×K×T+n；

a、b、m、n为被测试对象对应的检测模型常数，在建立被测试对象的血压检测模型过程中通过血压测量校正计算而确定；PWTT为脉搏波传导时间；SBP为收缩压；DBP为舒张压；Td为心跳舒张期时长；T为心跳周期时长；K为脉搏波波形系数，每个心跳周期内的脉搏波波形系数K为：

$K=\frac{P_m-P_d}{P_s-P_d};$

其中，P_m为相应心跳周期内的脉搏波幅度平均值；P_d为相应心跳周期内的脉搏波幅度最小值；P_s为相应心跳周期内的脉搏波幅度最大值。

上述的无创血压连续逐拍测量方法中，具体而言，所述被测试对象的血压检测模型预先通过血压测量校正计算加以建立，存储在血流动力检测分析仪的数据存储模块中；通过血压测量校正计算建立被测试对象的血压检测模型的过程具体包括如下步骤：

a)将无创血压连续逐拍测量系统中的脉搏波采集装置套设在被测试对象的一侧手臂上，确保脉搏波采集装置的臂套上的第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器分别对应接触在被测试对象手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处；

b)让被测试对象保持静态1～2分钟，然后利用标准血压计测量被测试对象当前各个心跳周期的收缩压和舒张压值；同时，开启套设在被测试对象手臂上的脉搏波采集装置的独立电源，启动运行无创血压连续逐拍测量系统中的血流动力检测分析仪，由血流动力检测分析仪的中央处理器通过无线接收模块连续地接收脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号，根据所述肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号测算出当前各个心跳周期的脉搏波传导时间、心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数；

c)血流动力检测分析仪的中央处理器将上一步骤测得的被测试对象在同一心跳周期的收缩压值和脉搏波传导时间作为已知参数，代入收缩压检测计算式中进行线性拟合，得到被测试对象对应的检测模型常数a和b；所述收缩压检测计算式为：

SBP＝a×PWTT+b；

PWTT为脉搏波传导时间；SBP为收缩压；

血流动力检测分析仪的中央处理器将上一步骤测得的被测试对象在同一心跳周期的收缩压和舒张压值以及心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数作为已知参数，代入舒张压检测计算式中进行线性拟合，得到被测试对象对应的检测模型常数m、n；所述舒张压检测计算式为：

其中，f(k)＝m×K×T+n；

DBP为舒张压；Td为心跳舒张期时长；T为心跳周期时长；K为脉搏波波形系数，每个心跳周期内的脉搏波波形系数K为：

$K=\frac{P_m-P_d}{P_s-P_d};$

其中，Pm为相应心跳周期内的脉搏波幅度平均值；Pd为相应心跳周期内的脉搏波幅度最小值；Ps为相应心跳周期内的脉搏波幅度最大值；

d)血流动力检测分析仪的中央处理器将上一步骤计算得到的被测试对象对应的检测模型常数a、b、m、n作为已知参数，确定被测试对象的血压检测模型：

$\left\{\begin{array}{c}\mathrm{SBP}=a\×\mathrm{PWTT}+b\\ \mathrm{DBP}=\mathrm{SBP}\×e^{\frac{T_d}{f\left(k\right)}}\end{array}\right.;$ 其中，f(k)＝m×K×T+n；

e)由血流动力检测分析仪的中央处理器将被测试对象的血压检测模型传输至数据存储模块中加以存储。

上述的无创血压连续逐拍测量方法中，作为一种可选择实施方案，所述步骤2中，脉搏波采集装置的低功耗处理器将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理的具体方式为：脉搏波采集装置的低功耗处理器实时地将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理。

上述的无创血压连续逐拍测量方法中，作为另一种可选择实施方案，脉搏波采集装置的臂套上还设置有与低功耗处理器的数据读写端进行数据连接的缓存模块；

所述步骤2中，脉搏波采集装置的低功耗处理器将两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理的具体方式为：脉搏波采集装置的低功耗处理器先将采集到的两路脉搏波信号传输至缓存模块中加以缓存，在脉搏波采集装置与血流动力检测分析仪成功建立无线通信连接之后，脉搏波采集装置的低功耗处理器再从缓存模块中读取所缓存的两路脉搏波信号连续地进行对外发送处理。

相比现有技术，本发明具有如下有益效果：

1、本发明的无创血压连续逐拍测量系统，采用了一种具有臂套结构的脉搏波采集装置进行肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号的采集，并且功耗较低，续航工作时间较长，相比于现有技术中的充气袖带而言，其佩戴更加方便和舒适，同时避免了充气袖带的充气刺激对血压测量准确性的影响。

2、本发明的无创血压连续逐拍测量系统中，血流动力检测分析仪通过无线方式与脉搏波采集装置相连通，获取脉搏波采集装置采集到的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号进行计算分析，得到被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压的连续逐拍测量波形并加以显示，摆脱了充气袖带充气管路和长数据采集线对被测试对象自由活动的束缚，测量操作更加简单方便，并且可以实现适合较长时间的无创血压连续测量。

3、本发明的无创血压连续逐拍测量系统和方法，不仅能够实现对被检测对象血压的无创、连续逐拍测量，还简化了测量操作，确保了测量的准确性，很好地解决了现有技术中无创血压测量设备测量操作繁琐、准确性不高、难以实现血压连续逐拍测量的问题。

4、本发明的无创血压连续逐拍测量系统及方法，能够适合于在多种不同场合下使用，应用范围广，具有较好的普适性和推广应用价值。

附图说明

图1是本发明无创血压连续逐拍测量系统的电路构架框图。

图2是本发明无创血压连续逐拍测量方法的流程图。

图3是脉搏波传导时间、心跳周期和心跳舒张期示意图。

图4是计算收缩压和舒张压值的流程图。

图5是血管单弹性腔模型等效电路图。

图6是脉搏波波形系数示意图。

图7是通过血压测量校正计算建立被测试对象的血压检测模型的流程图。

具体实施方式

下面结合附图对本发明的技术方案作进一步的说明。

本发明提供了一种无创血压连续逐拍测量系统，其系统电路构架框图如图1所示。该系统主要由脉搏波采集装置和血流动力检测分析仪两部分构成，二者通过无线通信建立数据连接，协同工作实现对被测试对象血压的连续逐拍测量。

系统中，脉搏波采集装置的结构与现有技术中一般的充气袖带相比有很大的不同。该脉搏波采集装置包括一采用柔性材料制成的用于套设在人体手臂上的臂套，制成臂套的柔性材料可以是柔软的橡胶或合成纤维材料，但最好是采用棉质材料，以保证臂套具备较为良好的透气性。臂套的柔性材料层至少能够覆盖人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置，而臂套的其它位置只需要保证使得臂套整体连接为一体并确保佩戴后手臂能够自由活动即可；当然，臂套上除了对应于人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置之外，其它位置也可以采用柔性材料全部包裹覆盖，类似于运动使用的护肘、护臂的结构。臂套上对应于人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处的柔性材料层内侧面分别设置有第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器，且臂套上对应于人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处均设置有松紧程度调节结构；第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器布设在柔性材料层内侧面，主要是为了让两个传感器能够直接与人体手臂接触；而松紧程度调节结构可以是设置在臂套上对应于人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处的弹性收缩套圈或者绑带，结构简单、加工成本低，设置松紧程度调节结构主要是为了辅助将第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器相对稳定地接触在人体手臂的肱动脉和桡动脉位置处，确保第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器分别对肱动脉脉搏波和桡动脉脉搏波的有效感测。此外，臂套上还设置有低功耗处理器、低功耗无线发射模块和独立电源。第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器的脉搏波信号输出端分别与低功耗处理器的信号采集端电连接，低功耗处理器的信号输出端与低功耗无线发射模块进行数据连接，由独立电源分别为第一脉搏波传感器、第二脉搏波传感器、低功耗处理器和低功耗无线发射模块供电。其中，低功耗处理器用于连续地采集第一脉搏波传感器所感测输出的肱动脉脉搏波信号以及第二脉搏波传感器所感测输出的桡动脉脉搏波信号，并将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理。之所以采用低功耗处理器和低功耗无线发射模块，主要是考虑到脉搏波采集装置作为无线通讯的个体采用独立电源供电，低功耗有助于延长其续航工作时间。具体应用时，脉搏波传感器是可以市购获得的成熟产品；低功耗处理器由于其处理功能较为简单，可以采用MSP430、PIC18F系列等常用的低功耗单片机；而低功耗无线发射模块可以采用蓝牙4.0通信模块等，当然也可以采用其它常用的低功耗无线发射模块产品；独立电源则可以采用纽扣电池、小体积充电电池等。脉搏波采集装置在具体设计时，可以将臂套上的低功耗处理器、低功耗无线发射模块和独立电源集成在一电路安装盒内，电路安装盒固定在臂套上靠近人体肩部一端的柔性材料层外侧面上，低功耗处理器通过从电路安装盒延伸出的线缆分别与第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器电连接，且所述线缆埋设在臂套的柔性材料层中。将电路安装盒布置在臂套上靠近人体肩部的一端，是考虑到佩戴后人体肩部附近区域活动范围相对较小，可以减少电路安装盒因手臂活动时撞击到其它物品而损坏的概率；同时，电路安装盒布置在柔性材料层外侧面上，一方面是不直接与手臂接触，避免电路安装盒影响臂套的佩戴舒适性，另一方是电路安装盒在外侧便于检修、更换电池等操作；而线缆埋设在臂套的柔性材料层中，目的是让柔性材料层同时作为线缆的缓冲保护层，降低线缆因撞击、过度弯折而损坏的概率，延长脉搏波采集装置的使用寿命。

本发明无创血压连续逐拍测量系统中的血流动力检测分析仪，包括一机箱，机箱上部具有一个倾斜的展示操作面。机箱内设置有无线接收模块、中央处理器、数据存储模块、输入操作单元、显示单元和电源管理模块，且输入操作单元的操作面和显示单元的显示屏安装固定在机箱上端部的展示操作面上，方便使用者在倾斜的展示操作面上进行如数操作和查看显示界面。无线接收模块与中央处理器的信息采集端进行数据连接，中央处理器的数据读写端与数据存储模块进行数据连接，中央处理器的操作信号输入端与输入操作单元的操作信号输出端进行数据连接，中央处理器的显示数据输出端与显示单元的显示数据输入端进行数据连接，由电源管理模块分别为无线接收模块、中央处理器、数据存储模块、输入操作单元和显示单元供电。其中，无线接收模块用于与脉搏波采集装置的低功耗无线发射模块建立无线通信连接，连续地接收脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号，并传输至中央处理器。数据存储模块用于存储被测试对象的血压检测模型，而被测试对象的血压检测模型用于记录被测试对象的收缩压、舒张压分别与其脉搏波传导时间之间的函数映射关系，可以对被测试对象进行标准血压测量后通过血压测量校正计算而获得，然后存储在血流动力检测分析仪的数据存储模块中。输入操作单元用于向中央处理器发送人机操作控制信号。显示单元用于根据中央处理器输出的显示数据指令进行界面显示。中央处理器则用于根据来自输入操作单元的人机操作控制信号选定被测试对象的血压检测模型，且从数据存储模块中提取出所选定的被测试对象的血压检测模型，根据脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号连续地测算出每个心跳周期的脉搏波传导时间、心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数并作为所述血压检测模型的输入，进而连续地计算出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压值，并通过输出显示数据指令控制显示单元显示出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压的连续逐拍测量波形。具体应用时，无线接收模块也可以采用蓝牙通信模块，当然如果脉搏波采集装置采用并非蓝牙4.0通信模块的其它低功耗无线发射模块，血流动力检测分析仪的无线接收模块需要与之相匹配，以确保能够与脉搏波采集装置的低功耗无线发射模块进行联机通信；中央处理器由于需要进行数据采集、实时运算、显示控制等较为复杂的处理，可以采用嵌入式处理器，甚至可以采用桌面级处理器来实现，以确保数据信息的处理效率；数据存储模块可以采用中央处理器集成的数据缓存区来实现，但为了更好地确保数据存储的容量和稳定性，可以采用独立的闪存器，甚至可以采用硬盘来作为血流动力检测分析仪的数据存储模块，用于除了存储血压检测模型之外还存储无创血压连续逐拍测量结果数据、检测记录日志、系统工作状态日志等更多数据；输入操作单元和显示单元可以采用分别独立的电路设计，例如采用键盘或触控板作为输入操作单元，采用独立的显示驱动电路和显示屏作为显示单元，此外二者也可以采用一体集成式的电路设计，例如采用集成驱动电路的触控显示面板同时作为输入操作单元和显示单元使用。

本发明的无创血压连续逐拍测量系统，采用了一种具有臂套结构的脉搏波采集装置进行肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号的采集，并且功耗较低，续航工作时间较长，相比于现有技术中的充气袖带而言，其佩戴更加方便和舒适，同时避免了充气袖带的充气刺激对血压测量准确性的影响；系统中的血流动力检测分析仪通过无线方式与脉搏波采集装置相连通，获取脉搏波采集装置采集到的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号进行计算分析，得到被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压的连续逐拍测量波形并加以显示，摆脱了充气袖带充气管路和长数据采集线对被测试对象自由活动的束缚，测量操作更加简单方便，并且可以实现适合较长时间的无创血压连续测量。因此，本发明的无创血压连续逐拍测量系统很好地解决了现有技术中无创血压测量设备测量操作繁琐、准确性不高、难以实现血压连续逐拍测量的问题。

采用本发明无创血压连续逐拍测量系统进行测量的无创血压连续逐拍测量方法流程如图2所示，具体包括如下步骤：

1)将脉搏波采集装置套设在被测试对象的一侧手臂上，确保脉搏波采集装置的臂套上的第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器分别对应接触在被测试对象手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处，开启脉搏波采集装置的独立电源，并且启动运行血流动力检测分析仪，通过操作血流动力检测分析仪的输入操作单元控制其中央处理器选定被测试对象的血压检测模型，开始进行测量。

2)脉搏波采集装置的低功耗处理器连续地采集第一脉搏波传感器所感测输出的肱动脉脉搏波信号以及第二脉搏波传感器所感测输出的桡动脉脉搏波信号，并将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理。

3)血流动力检测分析仪的中央处理器通过无线接收模块连续地接收脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号，且从数据存储模块中提取出所选定的被测试对象的血压检测模型，根据所述肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号连续地测算出每个心跳周期的脉搏波传导时间、心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数，并作为所述血压检测模型的输入。

图3是脉搏波传导时间、心跳舒张期时长和心跳周期时长的示意图。其中，脉搏波传导时间PWTT定义为在同一个心跳周期内，脉搏波信号在同侧手臂从肱动脉传至桡动脉的时间长度；心跳周期时长T定义为一次脉搏波的起点到下次脉搏波起点之间间隔的时间长度；心跳舒张期时长Td定义为一次脉搏波舒张期起始点到搏动结束所间隔的时间长度。

4)血流动力检测分析仪的中央处理器利用被测试对象的血压检测模型，连续地计算出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压值，并通过输出显示数据指令控制显示单元显示出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压的连续逐拍测量波形。

在本发明的无创血压连续逐拍测量方法中，被测试对象的血压检测模型为：

$\left\{\begin{array}{c}\mathrm{SBP}=a\×\mathrm{PWTT}+b\\ \mathrm{DBP}=\mathrm{SBP}\×e^{\frac{T_d}{f\left(k\right)}}\end{array}\right.;$ 其中，f(k)＝m×K×T+n；

a、b、m、n为被测试对象对应的检测模型常数，在建立被测试对象的血压检测模型过程中通过血压测量校正计算而确定；PWTT为脉搏波传导时间；SBP为收缩压；DBP为舒张压；Td为心跳舒张期时长；T为心跳周期时长；K为脉搏波波形系数。

血压测量的计算包括对收缩压的计算和对舒张压的计算。

基于脉搏波传导时间PWTT，收缩压SBP依照下述公式计算：

SBP＝a×PWTT+b；  (1)

舒张压DBP通过结合脉搏波波形系数K、心跳周期T、心跳舒张期Td以及人体血管单弹性腔特征参数加以计算：

$\mathrm{DBP}=\mathrm{SBP}\×e^{\frac{T_d}{f\left(k\right)}};---\left(2\right)$

其中f(k)的表达式为：

f(k)＝m×K×T+n；  (3)

血流动力检测分析仪的中央处理器利用被测试对象的血压检测模型，连续地计算出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压值的具体过程是：先对连续的脉搏波信号进行时域特征点的识别，根据脉搏波信号的时域特征点分割每搏波形，分析计算得到脉搏波传导时间PWTT、心跳周期时长T、心跳舒张期时长Td、脉搏波波形系数K的值，进而利用脉搏波传导时间PWTT的值先通过式(1)计算出收缩压SBP的值；然后，先根据心跳周期时长T和脉搏波波形系数K的值通过式(3)计算得到f(k)，然后再根据f(k)和心跳舒张期时长Td结合之前计算得到的收缩压SBP值，通过式(2)计算得到舒张压DBP的值。由此，连续地根据每个心跳周期的脉搏波信号，就可以连续地计算出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压值。图4示出了计算收缩压和舒张压值的流程图。

关于收缩压和舒张压的计算方法，具体如下。

A、收缩压计算方法：当脉搏波沿动脉管壁传播时，其传导速度将受到血管弹性、血压粘度以及血管壁弹性特性泊松比等因素影响。脉搏波传导速度和血管弹性之间的关系可以用Moens-Korteweg方程表示：

$v=\sqrt{\frac{\mathrm{gEh}}{\mathrm{\ρD}}};---\left(4\right)$

其中，ν是脉搏波传导速度，g是重力加速度，E是压力为零时血管壁的杨氏弹性模量；h指的是血管壁厚度；ρ指的是血液密度；D是动脉血管在平衡状态下的直径。

弹性模量E与血压P成指数关系为：

E＝E₀e^γp；   (5)

其中，E₀指的是弹性模量在压力值等于零时的值，γ是表征血管特性的量，取值范围为0.016到0.018(mmHg^-1)，P指的是血压(mmHg)。

而脉搏波传导时间PWTT与脉搏波传导速度成反比：

$v=\frac{S}{\mathrm{PWTT}};---\left(6\right)$

其中，S为脉搏波传递的距离。

将式(5)和式(6)代入式(4)，得到：

$P=\frac{1}{\mathrm{\γ}}[\ln \left(\frac{{\mathrm{\ρDS}}^2}{{\mathrm{ghE}}_0}\right)-2\ln \mathrm{PWTT}];---\left(7\right)$

如果忽略动脉内径大小和动脉厚度的改变，对公式(7)求导后得到：

$\frac{\mathrm{dP}}{\mathrm{dT}}=-\frac{2}{\mathrm{\γ}\×\mathrm{PWTT}}---\left(8\right)$

以SBP代替P，对(8)式取积分后即可得到式(1)。

如果血管的弹性保持不变，动脉收缩压和动脉脉搏波传导时间变化成正比。对于同一个被测对象，在一定时间内，脉搏波传导时间和收缩压成线性关系。

在本发明中，选取在同一个心跳周期内，脉搏波信号在同侧手臂从肱动脉传至桡动脉的时间长度，计算PWTT(Pulse wave transit time，脉搏波传导时间)。

B、舒张压计算方法：由于舒张压的动力主要来自于血管壁的弹力，所以舒张压与PWTT的线性关系不明显。本发明结合血管单弹性腔模型、脉搏波波形系数以及脉搏波传导时间提出了一种更为准确的舒张压计算方法。

图5是血管单弹性腔模型等效电路图。血管单弹性腔模型将主动脉与大动脉比拟为弹性腔，对于某一确定时刻，认为弹性腔内的血液压力处处相等。图5中，Qin为单位时间从心脏流入动脉弹性腔的血液体积；Qout为单位时间从动脉弹性腔经由小动脉毛细血管流入静脉腔的血液体积；Res为血液流动的粘滞阻力，阻力越大引起的压力下降越显著；C为血管顺应性，由于Res和C的计算相对复杂，会加重微处理器运算负担，利用心跳周期T与脉搏波波形特征系数K拟合得到Res和C。脉搏波波形特征系数K可以反映微循环的优劣程度，其定义为：

$K=\frac{P_m-P_d}{P_s-P_d}---\left(9\right)$

其中，P_m为相应心跳周期内的脉搏波幅度平均值；P_d为相应心跳周期内的脉搏波幅度最小值；P_s为相应心跳周期内的脉搏波幅度最大值。图6是脉搏波波形系数示意图。

使用式(2)计算舒张压DBP。式(2)中f(k)按式(3)计算，是关于(K×T)的一次函数。检测模型常数m、n通过实验拟合得到。检测模型常数m、n与检测模型常数a、b类似，对于同一个被测试对象，在一定时间内会保持定值。因此只要确定被测试对象对应的检测模型常数a、b、m、n，便能够较好地确保本发明无创血压连续逐拍测量方法的测量准确性。

在本发明的无创血压连续逐拍测量方法中，被测试对象的血压检测模型需要预先通过血压测量校正计算加以建立，存储在血流动力检测分析仪的数据存储模块中。通过血压测量校正计算建立被测试对象的血压检测模型的流程如图7所示，具体包括如下步骤：

a)将无创血压连续逐拍测量系统中的脉搏波采集装置套设在被测试对象的一侧手臂上，确保脉搏波采集装置的臂套上的第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器分别对应接触在被测试对象手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处；

b)让被测试对象保持静态1～2分钟，然后利用标准血压计测量被测试对象当前各个心跳周期的收缩压和舒张压值；同时，开启套设在被测试对象手臂上的脉搏波采集装置的独立电源，启动运行无创血压连续逐拍测量系统中的血流动力检测分析仪，由血流动力检测分析仪的中央处理器通过无线接收模块实时地接收脉搏波采集装置所实时发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号，根据所述肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号测算出当前各个心跳周期的脉搏波传导时间、心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数；

c)血流动力检测分析仪的中央处理器将上一步骤测得的被测试对象在同一心跳周期的收缩压值和脉搏波传导时间作为已知参数，代入收缩压检测计算式中进行线性拟合，得到被测试对象对应的检测模型常数a和b；所述收缩压检测计算式为：

SBP＝a×PWTT+b；

PWTT为脉搏波传导时间；SBP为收缩压；

血流动力检测分析仪的中央处理器将上一步骤测得的被测试对象在同一心跳周期的收缩压和舒张压值以及心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数作为已知参数，代入舒张压检测计算式中进行线性拟合，得到被测试对象对应的检测模型常数m、n；所述舒张压检测计算式为：

其中，f(k)＝m×K×T+n；

DBP为舒张压；Td为心跳舒张期时长；T为心跳周期时长；K为脉搏波波形系数，每个心跳周期内的脉搏波波形系数K为：

$K=\frac{P_m-P_d}{P_s-P_d};$

其中，P_m为相应心跳周期内的脉搏波幅度平均值；P_d为相应心跳周期内的脉搏波幅度最小值；P_s为相应心跳周期内的脉搏波幅度最大值；

d)血流动力检测分析仪的中央处理器将上一步骤计算得到的被测试对象对应的检测模型常数a、b、m、n作为已知参数，确定被测试对象的血压检测模型：

$\left\{\begin{array}{c}\mathrm{SBP}=a\×\mathrm{PWTT}+b\\ \mathrm{DBP}=\mathrm{SBP}\×e^{\frac{T_d}{f\left(k\right)}}\end{array}\right.;$ 其中，f(k)＝m×K×T+n；

e)由血流动力检测分析仪的中央处理器将被测试对象的血压检测模型传输至数据存储模块中加以存储。

采用上述方法建立被测试对象的血压检测模型，由于借助了标准血压计来测量被测试对象当前各个心跳周期的收缩压和舒张压值，根据这些收缩压和舒张压值线性拟合确定检测模型常数a、b、m、n，从而得到被测试对象的血压检测模型，保证了检测模型常数与被测试对象的收缩压和舒张压值的相关性和准确性，并且对于同一个被测试对象，检测模型常数a、b、m、n在一定时间内都会保持定值，因此建立的被测试对象的血压检测模型能够较长时间地确保本发明无创血压连续逐拍测量系统和测量方法具有良好的测量准确性，同时血压检测模型一次建立至少可用于对同一被测试对象进行数次完整的无创血压连续逐拍测量过程，也使得测量操作流程得以简化。

通过上述对本发明无创血压连续逐拍测量方法的介绍，可以看到，采用本发明的无创血压连续逐拍测量系统不仅能够很好地实现对被检测对象血压的无创、连续逐拍测量，并且除了具有臂套结构的脉搏波采集装置能够避免因充气刺激对血压测量准确性的影响，提高测量准确性以外，该测量方法上也进一步地简化了测量操作，确保了测量的准确性，很好地解决了现有技术中无创血压测量方法测量操作繁琐、准确性不高的问题。

此外，本发明的无创血压连续逐拍测量系统在具体的测量应用时，还可以应用于多种不同的测量方式。

例如，在上述无创血压连续逐拍测量方法的步骤2中，脉搏波采集装置的低功耗处理器将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理的具体方式可以是：脉搏波采集装置的低功耗处理器实时地将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理。此后，血流动力检测分析仪的中央处理器通过无线接收模块连续地接收脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号，并经过处理显示出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压的连续逐拍测量波形。这种方式主要应用于对被测试对象的血压数据进行现场实时的连续测量，适合于在临床检测中使用。

又例如，本发明的无创血压连续逐拍测量系统中，在脉搏波采集装置的臂套上还可以增加设置与低功耗处理器的数据读写端进行数据连接的缓存模块，并且通过程序控制，使得低功耗处理器还能够将采集到的两路脉搏波信号传输至缓存模块中加以缓存，且能够从缓存模块中读取所缓存的两路脉搏波信号。由此，在上述无创血压连续逐拍测量方法的步骤2中，脉搏波采集装置的低功耗处理器将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理的具体方式，还可以是：脉搏波采集装置的低功耗处理器先将采集到的两路脉搏波信号传输至缓存模块中加以缓存，在脉搏波采集装置与血流动力检测分析仪成功建立无线通信连接之后，脉搏波采集装置的低功耗处理器再从缓存模块中读取所缓存的两路脉搏波信号连续地进行对外发送处理。此后，血流动力检测分析仪的中央处理器通过无线接收模块连续地接收脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号，并经过处理显示出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压的连续逐拍测量波形。这种方式主要应用于对被测试对象的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号进行在先采集，而后再将脉搏波采集装置与血流动力检测分析仪进行联机，进行延迟的血压数据连续测量，适合于在远程数据采集后测量、临床实验检验等场合中使用。

由此可见，本发明的无创血压连续逐拍测量系统及方法，能够适合于在多种不同场合下使用，应用范围广，具有较好的普适性和推广应用价值。

最后说明的是，以上实施例仅用以说明本发明的技术方案而非限制，尽管参照较佳实施例对本发明进行了详细说明，本领域的普通技术人员应当理解，可以对本发明的技术方案进行修改或者等同替换，而不脱离本发明技术方案的宗旨和范围，其均应涵盖在本发明的权利要求范围当中。

Claims (10)

1.一种脉搏波采集装置，其特征在于，包括一采用柔性材料制成的用于套设在人体手臂上的臂套，所述臂套的柔性材料层至少能够覆盖人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置；臂套上对应于人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处的柔性材料层内侧面分别设置有第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器，且臂套上对应于人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处均设置有松紧程度调节结构；

所述臂套上还设置有低功耗处理器、低功耗无线发射模块和独立电源；

所述第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器的脉搏波信号输出端分别与低功耗处理器的信号采集端电连接，低功耗处理器的信号输出端与低功耗无线发射模块进行数据连接，由独立电源分别为第一脉搏波传感器、第二脉搏波传感器、低功耗处理器和低功耗无线发射模块供电；其中，低功耗处理器用于连续地采集第一脉搏波传感器所感测输出的肱动脉脉搏波信号以及第二脉搏波传感器所感测输出的桡动脉脉搏波信号，并将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理。

2.根据权利要求1所述的脉搏波采集装置，其特征在于，所述臂套上对应于人体手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处的松紧程度调节结构为弹性收缩套圈或绑带。

3.根据权利要求1所述的脉搏波采集装置，其特征在于，所述臂套上还设置有与低功耗处理器的数据读写端进行数据连接的缓存模块；

所述低功耗处理器还能够将采集到的两路脉搏波信号传输至缓存模块中加以缓存，且能够从缓存模块中读取所缓存的两路脉搏波信号。

4.根据权利要求1所述的脉搏波采集装置，其特征在于，所述低功耗处理器、低功耗无线发射模块和独立电源集成在一电路安装盒内，所述电路安装盒固定在臂套上靠近人体肩部一端的柔性材料层外侧面上，低功耗处理器通过从电路安装盒延伸出的线缆分别与第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器电连接，且所述线缆埋设在臂套的柔性材料层中。

5.一种无创血压连续逐拍测量系统，其特征在于，包括如权利要求1～4中任一项所述的脉搏波采集装置；

还包括血流动力检测分析仪；

所述血流动力检测分析仪包括一机箱，机箱上部具有一个倾斜的展示操作面；所述机箱内设置有无线接收模块、中央处理器、数据存储模块、输入操作单元、显示单元和电源管理模块，且输入操作单元的操作面和显示单元的显示屏安装固定在机箱上端部的展示操作面上；所述无线接收模块与中央处理器的信息采集端进行数据连接，中央处理器的数据读写端与数据存储模块进行数据连接，中央处理器的操作信号输入端与输入操作单元的操作信号输出端进行数据连接，中央处理器的显示数据输出端与显示单元的显示数据输入端进行数据连接，由电源管理模块分别为无线接收模块、中央处理器、数据存储模块、输入操作单元和显示单元供电；其中，

无线接收模块用于与脉搏波采集装置的低功耗无线发射模块建立无线通信连接，连续地接收脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号，并传输至中央处理器；

数据存储模块用于存储被测试对象的血压检测模型；所述被测试对象的血压检测模型用于记录被测试对象的收缩压、舒张压分别与其脉搏波传导时间之间的函数映射关系；

输入操作单元用于向中央处理器发送人机操作控制信号；

显示单元用于根据中央处理器输出的显示数据指令进行界面显示；

中央处理器用于根据来自输入操作单元的人机操作控制信号选定被测试对象的血压检测模型，且从数据存储模块中提取出所选定的被测试对象的血压检测模型，根据脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号连续地测算出每个心跳周期的脉搏波传导时间、心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数并作为所述血压检测模型的输入，进而连续地计算出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压值，并通过输出显示数据指令控制显示单元显示出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压的连续逐拍测量波形。

6.一种无创血压连续逐拍测量方法，其特征在于，采用如权利要求5所述的无创血压连续逐拍测量系统进行测量；该方法具体包括如下步骤：

1)将脉搏波采集装置套设在被测试对象的一侧手臂上，确保脉搏波采集装置的臂套上的第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器分别对应接触在被测试对象手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处，开启脉搏波采集装置的独立电源，并且启动运行血流动力检测分析仪，通过操作血流动力检测分析仪的输入操作单元控制其中央处理器选定被测试对象的血压检测模型，开始进行测量；

2)脉搏波采集装置的低功耗处理器连续地采集第一脉搏波传感器所感测输出的肱动脉脉搏波信号以及第二脉搏波传感器所感测输出的桡动脉脉搏波信号，并将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理；

3)血流动力检测分析仪的中央处理器通过无线接收模块连续地接收脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号，且从数据存储模块中提取出所选定的被测试对象的血压检测模型，根据所述肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号连续地测算出每个心跳周期的脉搏波传导时间、心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数，并作为所述血压检测模型的输入；

4)血流动力检测分析仪的中央处理器利用被测试对象的血压检测模型，连续地计算出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压值，并通过输出显示数据指令控制显示单元显示出被测试对象各个心跳周期的收缩压和舒张压的连续逐拍测量波形。

7.根据权利要求6所述的无创血压连续逐拍测量方法，其特征在于，所述被测试对象的血压检测模型为：

$\left\{\begin{array}{c}\mathrm{SBP}=a\×\mathrm{PWTT}+b\\ \mathrm{DBP}=\mathrm{SBP}\×e^{\frac{T_d}{f\left(k\right)}}\end{array}\right.;$ 其中，f(k)＝m×K×T+n；

a、b、m、n为被测试对象对应的检测模型常数，在建立被测试对象的血压检测模型过程中通过血压测量校正计算而确定；PWTT为脉搏波传导时间；SBP为收缩压；DBP为舒张压；Td为心跳舒张期时长；T为心跳周期时长；K为脉搏波波形系数，每个心跳周期内的脉搏波波形系数K为：

$K=\frac{P_m-P_d}{P_s-P_d};$

其中，P_m为相应心跳周期内的脉搏波幅度平均值；P_d为相应心跳周期内的脉搏波幅度最小值；P_s为相应心跳周期内的脉搏波幅度最大值。

8.根据权利要求7所述的无创血压连续逐拍测量方法，其特征在于，所述被测试对象的血压检测模型预先通过血压测量校正计算加以建立，存储在血流动力检测分析仪的数据存储模块中；通过血压测量校正计算建立被测试对象的血压检测模型的过程具体包括如下步骤：

a)将无创血压连续逐拍测量系统中的脉搏波采集装置套设在被测试对象的一侧手臂上，确保脉搏波采集装置的臂套上的第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器分别对应接触在被测试对象手臂的肱动脉所在位置和桡动脉所在位置处；

b)让被测试对象保持静态1～2分钟，然后利用标准血压计测量被测试对象当前各个心跳周期的收缩压和舒张压值；同时，开启套设在被测试对象手臂上的脉搏波采集装置的独立电源，启动运行无创血压连续逐拍测量系统中的血流动力检测分析仪，由血流动力检测分析仪的中央处理器通过无线接收模块连续地接收脉搏波采集装置所发送的肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号，根据所述肱动脉脉搏波信号和桡动脉脉搏波信号测算出当前各个心跳周期的脉搏波传导时间、心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数；

c)血流动力检测分析仪的中央处理器将上一步骤测得的被测试对象在同一心跳周期的收缩压值和脉搏波传导时间作为已知参数，代入收缩压检测计算式中进行线性拟合，得到被测试对象对应的检测模型常数a和b；所述收缩压检测计算式为：

SBP＝a×PWTT+b；

PWTT为脉搏波传导时间；SBP为收缩压；

血流动力检测分析仪的中央处理器将上一步骤测得的被测试对象在同一心跳周期的收缩压和舒张压值以及心跳舒张期时长、心跳周期时长和脉搏波波形系数作为已知参数，代入舒张压检测计算式中进行线性拟合，得到被测试对象对应的检测模型常数m、n；所述舒张压检测计算式为：

其中，f(k)＝m×K×T+n；

DBP为舒张压；Td为心跳舒张期时长；T为心跳周期时长；K为脉搏波波形系数，每个心跳周期内的脉搏波波形系数K为：

$K=\frac{P_m-P_d}{P_s-P_d};$

其中，P_m为相应心跳周期内的脉搏波幅度平均值；P_d为相应心跳周期内的脉搏波幅度最小值；P_s为相应心跳周期内的脉搏波幅度最大值；

d)血流动力检测分析仪的中央处理器将上一步骤计算得到的被测试对象对应的检测模型常数a、b、m、n作为已知参数，确定被测试对象的血压检测模型：

$\left\{\begin{array}{c}\mathrm{SBP}=a\×\mathrm{PWTT}+b\\ \mathrm{DBP}=\mathrm{SBP}\×e^{\frac{T_d}{f\left(k\right)}}\end{array}\right.;$ 其中，f(k)＝m×K×T+n；

e)由血流动力检测分析仪的中央处理器将被测试对象的血压检测模型传输至数据存储模块中加以存储。

9.根据权利要求6所述的无创血压连续逐拍测量方法，其特征在于，所述步骤2中，脉搏波采集装置的低功耗处理器将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理的具体方式为：脉搏波采集装置的低功耗处理器实时地将采集到的两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理。

10.根据权利要求6所述的无创血压连续逐拍测量方法，其特征在于脉搏波采集装置的臂套上还设置有与低功耗处理器的数据读写端进行数据连接的缓存模块；

所述步骤2中，脉搏波采集装置的低功耗处理器将两路脉搏波信号传输至低功耗无线发射模块进行对外发送处理的具体方式为：脉搏波采集装置的低功耗处理器先将采集到的两路脉搏波信号传输至缓存模块中加以缓存，在脉搏波采集装置与血流动力检测分析仪成功建立无线通信连接之后，脉搏波采集装置的低功耗处理器再从缓存模块中读取所缓存的两路脉搏波信号连续地进行对外发送处理。