CN110384488A - 一种用于体表的无创血压监测系统及方法 - Google Patents

Abstract

本说明书实施例公开了一种用于体表的无创血压监测系统及方法，所述系统包括血压监测传感器子系统及处理器，所述血压监测传感器子系统包括换能器阵列单元，所述换能器阵列单元包括多个超声波微换能器；所述处理器包括激励信号控制模块，所述激励信号控制模块用于根据被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率控制所述换能器阵列单元的各超声波微换能器的激励信号的激励频率以及激励时间；所述换能器阵列单元的各超声波微换能器用于在相应的激励信号的激励下产生声波，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射预设入射角度的声波波束。利用本说明书各个实施例，可以大幅提高血压监测的普适性、便捷性以及准确性。

Description

一种用于体表的无创血压监测系统及方法

技术领域

本发明涉及医疗监护技术领域，特别地，涉及一种用于体表的无创血压监测系统及方法。

背景技术

血压监测在人们日常生活中获得越来越广泛地关注，血压变化曲线可以反映出很多心血管疾病。实时、方便的血压监测得到越来越大的需求，目前市场上已经有多种便携式血压监测方法，如PPG(光体积描记法)、ECG(心电描记法)与PPG结合法、示波法(振荡法)、压力测量法等。

PPG测量是基于测量血液中光束容积量的变化来获得血压脉搏波信号。但该方法穿透深度不足(＜8mm)，仅仅适用于距离皮肤表面比较浅的动脉血管，比如桡动脉、手指和耳垂上的外周小动脉，对于臂动脉和颈部动脉存在较大测量误差。另外对于较肥胖者，组织内部脂肪层可以较厚，动脉血管距离皮肤表面较远，光束较难到达血液内部。同时，PPG方法检测时缺少指向性，且横向分辨率较低，测量精度低。稳定性差，容易受到外界光干扰、皮肤(颜色、毛发及汗液等)影响。

而ECG与PCG结合法制造成本和用户使用成本高，采集方法相对复杂，即需要光电传感器，又需要心电模块。示波法存在小型化结构制作复杂，价格昂贵，对用户血管施加压力造成使用体验不佳等。压力测量方法存在较难操作、脂肪层较厚的被测量者较难测得信号等问题。因此，本技术领域亟需一种可以更加准确方便的监测血压的设备及方法。

发明内容

本说明书实施例的目的在于提供一种用于体表的无创血压监测系统及方法，可以大幅提高血压监测的便捷性、普适性以及准确性。

本说明书提供一种用于体表的无创血压监测系统及方法是包括如下方式实现的：

一种用于体表的无创血压监测系统，所述系统包括血压监测传感器子系统及处理器，其中，所述血压监测传感器子系统包括换能器阵列单元，所述换能器阵列单元包括多个超声波微换能器；

所述处理器包括激励信号控制模块，所述激励信号控制模块用于根据被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率控制所述换能器阵列单元的各超声波微换能器的激励信号的激励频率以及激励时间；

所述换能器阵列单元的各超声波微换能器用于在相应的激励信号的激励下产生声波，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射预设入射角度的声波波束，以及，还用于接收动脉血管内反射或散射回来的声波信号，并转换成电信号；

所述处理器还包括信号处理模块，所述信号处理模块用于对所述电信号进行处理，获得所述动脉血管的血压信息。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述血压监测传感器子系统还包括与所述多个超声波微换能器单片加工集成的CMOS电路板，所述CMOS电路板用于在所述激励信号控制模块的控制下向超声波微换能器发射激励信号以及对超声波微换能器转换后的电信号进行预处理。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述CMOS电路板还用于检测超声波微换能器转换后的电信号中的两个相邻最大值，根据所述最大值之间的时间点及间隔确定采样窗，以及，利用所述采样窗对接收的电信号进行提取，获得动脉血管信号。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述CMOS电路板还用于对动脉血管信号进行高通滤波处理，根据高通滤波处理后的信号获得红细胞散射信号。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述激励信号控制模块还用于控制所述换能器阵列单元的各超声波微换能器的激励信号的激励频率以及激励时间，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射一定入射斜角的声波波束。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述信号处理模块还用于对红细胞散射信号进行分析获得红细胞散射返回的声波频率，以及，根据换能器阵列单元发射的声波波束的频率、声波波束入射动脉血管的角度、动脉血管内声波传播速度以及所述红细胞散射返回的声波频率，获得血流速度。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述信号处理模块还用于根据所述采样窗对应的时间长度以及动脉血管内声波传播速度计算获得动脉血管横截面积，以及，根据所述动脉血管横截面积及所述血流速度确定动脉血管血流量；

所述信号处理模块还用于根据所述动脉血管血流量的变化量及所述动脉血管横截面积的变化量确定脉搏波传播速度，并根据所述脉搏波传播速度确定所述动脉血管的血压信息。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述血压监测传感器子系统的至少两个换能器阵列单元被设置于对应动脉血管纵向上不同的位置处；

相应的，所述激励信号控制模块还用于控制所述换能器阵列单元的各超声波微换能器的激励信号的激励频率以及激励时间，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射入射角度为90度的声波波束。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述信号处理模块还用于对所述至少两个换能器阵列单元对应的血管横截面积数据进行同步处理，获得脉搏波传播速度。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述信号处理模块还用于根据所述采样窗对应的时间长度以及动脉血管内声波传播速度计算获得动脉血管横截面积变化曲线，以及，根据两个换能器阵列单元同步测得的动脉血管横截面积变化曲线及两个换能器阵列单元之间的距离确定脉搏波传播速度，并根据所述脉搏波传播速度确定所述动脉血管的血压信息。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述血压监测传感器子系统还包括声阻抗匹配层，所述声阻抗匹配层设置在所述超声波微换能器与人体皮肤之间，以增强所述超声波微换能器与人体组织之间的声阻抗匹配。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述换能器阵列单元之间的间距根据被检测动脉血管所处的位置、长度及直径确定。

本说明书提供的所述系统的另一个实施例中，所述血压监测传感器子系统包括多个换能器阵列单元，各换能器阵列单元之间的间距根据被检测动脉血管所处位置、长度及直径确定。

另一方面，本说明书实施例还提供一种基于上述任意实施例提供的所述系统的血压监测方法，所述方法包括：

换能器阵列单元的各超声波换能器在相应的激励信号的激励下产生声波，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射预设入射角度的声波波束，其中，所述各超声波换能器的激励信号的激励频率以及激励时间由处理器的激励信号控制模块根据被检测血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率预先确定；

超声波换能器接收动脉血管内反射或散射回来的声波信号，并转换成电信号；

处理器的信号处理模块对所述电信号进行处理，获得所述动脉血管的血压信息。

另一方面，本说明书实施例还提供一种智能穿戴设备，所述设备包括处理器、血压监测传感器子系统、电源以及无线发射接收模块，其中，

所述血压监测传感器子系统包括多个换能器阵列单元，所述换能器阵列单元包括多个超声波换能器；

所述处理器包括激励信号控制模块，所述激励信号控制模块用于根据被检测血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率控制所述换能器阵列单元的各声波换能器的激励信号的激励频率以及激励时间；

所述电源用于对所述处理器、血压监测传感器子系统以及无线发射接收模块提供电力；

所述换能器阵列单元的各超声波换能器用于在相应的激励信号的激励下产生声波，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射预设入射角度的声波波束，以及，还用于接收动脉血管内反射或散射回来的声波信号，并转换成电信号；

所述处理器还包括信号处理模块，所述信号处理模块用于对所述电信号进行处理，获得所述动脉血管的血压信息；

所述无线发射接收模块用于同外接设备进行无线通信。

本说明书一个或多个实施例提供的用于体表的无创血压监测系统及方法，所述系统可以采用由多个超声波微传感器组成的传感器阵列单元的结构形式，传感器阵列单元的各超声波微传感器对应有不同的激励信号。可以通过预先综合分析被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度、检测分辨率等来确定各超声波微传感器的激励信号的激励频率及激励时间，以使得换能器阵列单元可以产生穿透深度较深、横向分辨率较高的声波波束，从而在实现血压监测的普适性的同时，进一步提高血压检测结果的精确性。

附图说明

为了更清楚地说明本说明书实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本说明书中记载的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。在附图中：

图1为本说明书提供的一种无创血压监测系统的结构示意图；

图2为本说明书的一个实施例中的波束定向及聚焦示意图；

图3为本说明书的另一个实施例中的压电式微换能器的结构示意图；

图4为本说明书的另一个实施例中的血压监测示意图；

图5为本说明书的另一个实施例中的血液参数检测示意图；

图6为本说明书的另一个实施例中的血压与脉搏波传播速度的关系示意图；

图7为本说明书的另一个实施例中的脉搏波传播速度检测示意图；

图8为本说明书的另一个实施例中的脉搏波在血管中的传递示意图；

图9为本说明书的另一个实施例中的血管两个位置处的血管扩张波形图；

图10为本说明书的另一个实施例中的血压监测传感器阵列结构示意图；

图11为本说明书的另一个实施例中的智能穿戴设备的结构示意图；

图12为本说明书提供的一种血压监测方法实施例的流程示意图。

具体实施方式

为了使本技术领域的人员更好地理解本说明书中的技术方案，下面将结合本说明书一个或多个实施例中的附图，对本说明书一个或多个实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅是说明书一部分实施例，而不是全部的实施例。基于说明书一个或多个实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都应当属于本说明书实施例方案保护的范围。

血压监测在人们日常生活中获得越来越广泛地关注，血压变化曲线可以反映出很多心血管疾病。实时、方便的血压监测得到越来越大的需求，目前市场上已经有多种便携式血压监测方法，如PPG(光体积描记法)、ECG(心电描记法)与PPG结合法、示波法(振荡法)、压力测量法等。

PPG测量是基于测量血液中光束容积量的变化来获得血压脉搏波信号。但该方法穿透深度不足(＜8mm)，仅仅适用于距离皮肤表面比较浅的动脉血管，比如桡动脉、手指和耳垂上的外周小动脉，对于臂动脉和颈部动脉存在较大测量误差。另外对于较肥胖者，组织内部脂肪层可以较厚，动脉血管距离皮肤表面较远，光束较难到达血液内部。同时，PPG方法检测时缺少指向性，且横向分辨率较低，测量精度低。稳定性差，容易受到外界光干扰、皮肤(颜色、毛发及汗液等)影响。

ECG与PCG结合法一般是通过光电传感器采集手腕或者手指部位的脉搏波信号和心电信号结合起来分析两信号波峰之间的时间差，基于一定算法获得血压信息。但该方法制造成本和用户使用成本高。采集方法相对复杂，即需要光电传感器，又需要心电模块。

示波法(振荡法)是将传统的充气和压力检测结构小型化，当用户需要测血压时，控制微型通气管对血管进行充、减压，并根据获得压力振荡波的振幅变化包络线来获得血压信号。但该小型化结构制作复杂，价格昂贵，对用户血管施加压力造成使用体验不佳等。

压力测量方法采用压力传感器通过检测血管形变引起的表面皮肤应力变化来获取血压信号的。在该方法中，动脉产生的形变微小偏差会引起信号的很大失真，且在压力传感器探头施加的力度可能会导致动脉血管的闭合，同样，由于外在施加压力的存在使得探头到皮肤之间会引起患者的皮肤刺激，比如明显的皮肤压痕。为了获得准确的血压测量信号，一般需要放置在邻近支撑骨附近，需要较高的操作要求，要求操作稳定，如果被测者发生微小的颤抖或者移动，造成接触差导致测量不准确。同样，对于脂肪层较厚的被测量者由于血管到表皮对形变的衰减导致无法测量或者难以测得信号。

相应的，本说明书实施例提供了一种用于体表的无创血压监测系统。本说明书实施例提供的所述无创血压监测系统可以采用由多个超声波微传感器组成的传感器阵列单元的结构形式，传感器阵列单元的各超声波微传感器对应有不同的激励信号。可以通过预先综合分析被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度、检测分辨率等来确定各超声波微传感器的激励信号的激励频率及激励时间，以使得换能器阵列单元可以产生穿透深度较深、横向分辨率较高的声波波束，从而在实现血压监测的普适性的同时，进一步提高血压检测结果的精确性。

图1表示本说明书一个或者多个实施例中提供的一种用于体表的无创血压监测系统的结构示意图。如图1所示，所述系统可以包括血压监测传感器子系统及处理器，其中，所述血压监测传感器子系统可以包括换能器阵列单元，所述换能器阵列单元可以包括多个超声波微换能器；

所述处理器可以包括激励信号控制模块，所述激励信号控制模块可以用于根据被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率控制所述换能器阵列单元的各超声波微换能器的激励信号的激励频率以及激励时间；

所述换能器阵列单元的各超声波微换能器可以用于在相应的激励信号的激励下产生声波，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射预设入射角度的声波波束，以及，还用于接收动脉血管内反射或散射回来的声波信号，并转换成电信号；

所述处理器还可以包括信号处理模块，所述信号处理模块可以用于对所述电信号进行处理，获得所述动脉血管的血压信息。

本说明书实施例中，血压监测传感器的设计可以通过采用由多个超声波微换能器组成的换能器阵列单元的结构形式。如图1所示，图1中的实心圆圈表示超声波微换能器，每个换能器阵列单元可以包括多个超声波微换能器。所述超声波微换能器可以在激励信号的激励下产生声波，同时，还可以接收声波信号，并将接收的声波信号转换成电信号。

每个超声波微换能器可以分别对应有不同的激励信号。所述处理器可以包括激励信号控制模块，所述激励信号控制模块可以根据被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率控制所述换能器阵列单元的各超声波微换能器的激励信号的激励频率以及激励时间。

一些实施例中，激励信号可以采用脉冲激励信号。对应于脉冲激励信号，所述激励信号的激励频率可以包括脉冲发射频率及脉冲重复频率。一段脉冲激励信号可以对应获得一组血流速度、动脉血管面积等血压信息数据。具体实施时可以重复发射脉冲激励信号，以获得多组血流速度、动脉血管面积等血压信息数据，以检测血压信息随时间变化的状态，进而提高血压信息检测的动态性及准确性。

相应的，一段脉冲信号对应的信号波频率可以称之为脉冲发射频率，所述脉冲发射频率可以由换能器谐振频率确定。一段时间内(如1秒内)重复发射的脉冲信号数可以称之为脉冲重复频率。

可以根据需要预先设定每个超声波微换能器所对应的激励信号的激励频率以及激励时间。本说明书的一个实施例中，可以根据被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率确定换能器阵列单元中每个超声波微换能器对应的激励信号的激励频率以及激励时间。

脉冲发射频率越高，检测分辨率越高；但是脉冲发射频率越高相应的衰减越大，则会导致皮下检测深度相对减少。脉冲重复频率越大，一段时间内发出的激励信号越多，获得的采用点越多，相应的，检测分辨率越高，检测结果越准确。但脉冲重复频率太小，相应的血流速度的最大检测值较小，从而导致实际检测时只能检测到较小的血流速度数据；而重复频率太大，会导致两段信号之间的时间间隔太小，前一段声波信号的返回信号与后一段声波信号的发射信号出现重合，对前一段声波信号的返回信号造成干扰。

通过综合分析被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率等确定激励信号的脉冲发射频率和脉冲重复频率，可以在保证一定检测深度的条件下，提高检测分辨率，进而提高检测结果的精确性。

一些实施方式中，可以根据被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率等确定各超声波微换能器的谐振频率，进而确定其激励信号对应的脉冲发射频率。优选的，所述脉冲激励信号的脉冲发射频率可以选择3～30MHz，周期个数可以为3～8个；所述脉冲重复频率的可以选择1～50KHz。

另一些实施例中，还可以通过综合分析被检测动脉血管所处皮下位置深度、检测分辨率等确定激励信号的激励时间。通过控制换能器阵列单元中各超声波微换能器的激励时间，可以控制换能器阵列单元所产生的声波波束的发射方向、聚焦深度、聚焦位置及聚焦宽度等，进而可以在保证检测深度的基础上，进一步提高检测结果的精确度。

一些实施方式中，可以基于波束成形的方法控制激励信号的激励时间，以有效控制换能器阵列单元发射的声波波束的方向、聚焦位置以及聚焦宽度，使得声波波束可以准确的入射至目标动脉血管中。图2为本说明书的另一个实施例中的波束定向及聚焦示意图。如图2所示，图2左侧为根据时间延迟及相位延迟控制下发射的各个超声波微换能器的激励脉冲信号，激励信号作用到对应的超声波微换能器101上。图2右侧为在相应激励信号的控制下各超声波微换能器101发射的声波所产生的定向的、聚焦的声波波束，波束聚焦至O点。

通过综合分析被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度、检测分辨率等确定激励信号的激励时间及激励频率，可以使得换能器阵列单元产生的聚焦波束皮下穿透深度最深达4cm，聚焦宽度达几十微米，波束宽度窄至1mm，小于静脉和动脉直径大小。而动脉血管在皮下的深度通常在3cm之内，从而可以实现对不同人体的各个位置处的动脉血管血压的测量。同时，较窄的聚焦宽度及波束宽度还可以使得声波波束的测量具有很高的横向分辨率，进一步控制波束的入射方向，还可以使得波束有选择性的入射至目标血管，进一步降低邻近血管的干扰，从而大幅度提高检测结果的准确性。

换能器阵列单元的各超声波微换能器可以在相应的激励信号的激励下产生声波，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射预设入射角度的声波波束。同时，各超声波微换能器还可以用于接收动脉血管内反射或散射回来的声波信号，并转换成电信号，从而可以获得包含动脉血管信息的信号。相应的，换能器阵列单元可以将该电信号发送给处理器的信号处理模块，信号处理模块可以对该电信号进行处理，获得动脉血管的血压信息。

一些实施方式中，所述超声波微换能器可以包括声波发射器以及声波接收器，所述声波发射器可以用于在相应的激励信号的激励下产生声波，所述声波接收器可以用于接收动脉血管反射或散射后返回的声波信号，并将接收的声波信号转换成电信号。所述超声波微换能器可以为声波发射器与声波接收器集成为一体的结构，也可以为声波发射器与声波接收器分离设置的结构。

本说明书的一个实施例中，所述超声波微换能器可以为压电式声波微换能器，也可以为电容式声波微换能器。压电式声波微换能器可以是基于材料的压电效应进行声波发射和接收的，电容式声波微换能器可以是基于静电力效应进行声波发射和接收的。

图3表示本说明书一个实施例中提供的一种单个压电式声波微换能器的结构示意图。以压电式结构为例对超声波微换能器进行说明，如图3所示，所述压电式微换能器逐层依次可以包括下介电层1011、下电极金属层1012、压电层1013、上电极金属层1014以及上介电层1015。压电式微换能器可以通过压电效应将高频电信号转换成机械振动，从而产生稳定的超声波；同时，还可以接收声波信号，将声能转换成电能。相应的，图3所示的换能器为声波发射器以及声波接收器集成一体式结构。

压电式微换能器不需要外界高直流偏置电压，用于生物医疗应用安全性高，加工工艺简单。压电材料在长时间低于400°的环境中可以保持稳定的灵敏度，从而可以使得超声波微换能器具有很好的温度稳定性。一些实施方式中，压电材料可以选用氮化铝(AlN)、PZT压电薄膜或者其他压电薄膜材料。

所述换能器阵列单元中各个超声波微换能器之间的距离可以根据波束成形原理确定，以避免波束旁瓣的形成。换能器阵列单元之间的间距可以根据被检测的动脉血管特征进行合理设计，以便可以检测到准确的血液参数。

本说明书的另一个实施例中，所述血压监测传感器子系统还可以包括声阻抗匹配层。所述声阻抗匹配层位于皮肤与超声波微换能器之间，可以提高两者之间的声阻抗匹配，增强声波对人体组织内部的透射强度。一些实施方式中，所述声阻抗匹配层可以采用GPPS、PMMA或者环氧材料，进一步增强透射强度。

通过在与皮肤接触的位置增加声阻抗匹配层，可以起到防水的作用，使得超声波微换能器件被保护在一个内部干燥的环境中，使得超声波微换能器的器件特性不会受皮肤含水量、外界空气含水量等变化的影响，提高测量的准确性。同时，当被测量者皮肤表面具有适量水或者汗液的时候，还可以消除皮肤与超声波微换能器之间的微小空气气泡，增强器件和皮肤之间的声学耦合强度。

优选的，本说明书的一个实施例中，所述血压监测传感器子系统还可以包括与所述多个超声波微换能器单片加工集成的CMOS电路板，所述CMOS电路板可以用于在所述激励信号控制模块的控制下向超声波微换能器发射激励信号以及对超声波微换能器转换后的电信号进行预处理。

所述超声波微换能器可以集成于单片CMOS电路板上。采用将超声波微换能器集成于单片CMOS电路板上的方式，可以大大减小器件的寄生电容，提高信噪比。同时还可以降低微换能器尺寸以及成本。所述CMOS电路板可以用于在所述激励信号控制模块的控制下向超声波微换能器发射激励信号以及对超声波微换能器转换后的电信号进行预处理，以提取电信号中有效的血压信息，然后，再将预处理后的电信号发送给处理器。

图4表示本说明书一个或者多个实施例中的利用无创血压监测系统进行血压监测的示意图。图4中，从下至上依次为CMOS电路板20、超声波微换能器101、声阻抗匹配层30、皮下组织4001、血液4002、红细胞4003以及血管壁4004。

如图4所示，本说明书上述实施例提供的血压监测传感器子系统，通过采用由多个超声波微换能器101组成的换能器阵列单元的结构形式，可以产生定向的、可聚焦的声波波束。超声波微换能器101与皮肤之间设置有声阻抗匹配层30，可以保持微换能器整体干燥性的同时，进一步提高两者之间的声阻抗匹配，增强声波对人体组织内部的透射强度。声波波束可在通过皮下组织后，聚焦至动脉血管中，聚焦后的波束穿透深度最大可达4cm，可以满足人体各个位置处的动脉血管血压的测量。

同时，可以将多个超声波微换能器101集成于单片CMOS电路板上，处理器可以根据被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度、检测分辨率等预先确定每个超声波微换能器的激励信号的激励频率及激励时间。然后，处理器可以通过CMOS电路板向每个超声波微换能器发送各超声波微换能器所对应的激发信号，从而有效控制换能器阵列单元产生的声波波束的发射方向、聚焦宽度及聚焦位置。利用上述激励信号控制方法，声波波束的聚焦宽度可以达到几十微米，具备很高的横向分辨率，可以达到较高的血压测量精准性。且声波波束具有很高的方向性，波束宽度可以小于1mm，窄于静脉和动脉血管的宽度，从而使得波束可以有较高的位置精准性，避免周围血管的干扰，进一步提高血压测量的精准性。

动脉血管壁、血液内的红细胞可以对声波波束进行反射或散射，反射或散射后的声波信号可以被超声波微换能器101接收。超声波微换能器101可以将接收的声波信号转换成电信号，并通过CMOS电路板20进行预处理后传输给处理器，以进行分析处理。该电信号中包含了血管的多种参数信息，从而通过对其分析处理，可以获得血管的多种参数信息。

本说明书的一个实施例中，所述CMOS电路板还可以用于检测超声波微换能器转换后的电信号中的两个相邻最大值，根据所述最大值之间的时间点及间隔确定采样窗，以及，利用所述采样窗对接收的电信号进行提取，获得动脉血管信号。

声波在人体内传播时，除去动脉血管的反射或者散射之外，还会受组织内部衰减、其他周围血管反射等影响，有效声波信号的提取影响着最终结果的准确性。动脉血管壁反射声波信号最大，可以通过检测最大的两个相邻返回信号确定动脉血管前后壁的反射信号，利用动脉血管前后壁的反射信号设定采样窗。根据采样窗对返回信号进行提取，可以准确的确定出目标动脉血管所对应的信号。然后，可以进一步根据动脉血管信号确定心血管参数。

本说明书的另一个实施例中，所述CMOS电路板还可以用于对动脉血管信号进行高通滤波处理，根据高通滤波处理后的信号获得红细胞散射信号。通过对动脉血管信息进行高通滤波处理，可以进一步滤除由于组织衰减等带来的频率偏移影响，进一步提高红细胞散射信息提取的准确性。根据所述红细胞散射信号可以确定出红细胞散射返回的声波频率，然后，可以根据换能器阵列单元发射的声波波束的频率、声波波束入射动脉血管的角度、人体内声波速度以及所述红细胞散射返回的声波频率计算获得血流速度。

本说明书的一些实施例中，可以基于超声波多普勒原理进行血流速度检测，进而获得脉搏波传递速度，并根据一定的转换关系获得血压信息。其中，超声波多普勒效应主要基于血管内血液红细胞对声波的散射效应而产生。

如图5所示，S1表示换能器阵列单元10的各超声波微换能器发射超声波波束5003，声波波束5003以一定入射角度θ入射到手腕或者手指处动脉血管5001内部。S2表示声波波束5003入射到血液中后，血液内的红细胞5002对声波波束5003造成散射。S3表示经红细胞散射及血管壁反射后的声波信号5004被换能器阵列单元10的超声波微换能器所接收。图6中血管内的箭头表示血流方向。

因红细胞在血液内部处于流动状态，血液内的红细胞5002直径只有7μm，厚度为2μm，远小于血液内的声波波长(50～515μm)，根据多普勒效应原理，红细胞散射后的声波信号的频率相对原入射声波信号的频率会发生改变，相应的频率改变量与红细胞的运动速度相关。因而，基于多普勒效应原理，通过分析红细胞散射后的声波信号的频率相对原入射声波信号的频率的改变量，可以确定出红细胞在血液内的流动速度，即血流速度。

通常来说，与组织衰减及血管壁反射造成的影响相比，红细胞散射引起的返回声波信号较小，会造成信号不容易提取和检测，测量结果不准确。通过上述实施例的方式先利用采样窗从返回的信号中提取出动脉血管信号，可以有效排除其他血管的影响。内部组织形变、衰减等带来的声波频率偏移较小，通过进一步对所述动脉血管信号进行高通滤波处理，过滤掉该部分干扰信号，可以进一步提高红细胞散射信号提取的准确性。一些实施方式中，可以利用10Hz-30Hz的高通滤波手段过滤掉将该部分干扰信号。

然后，CMOS电路板可以将提取的红细胞散射信号发送给处理器，处理器的信号处理模块可以根据红细胞散射信号确定红细胞散射后返回的声波的声波频率。处理器的信号处理模块可以进一步根据换能器阵列单元发射的声波的频率、声波波束入射动脉血管的角度、人体内声波速度以及上述红细胞散射返回的声波的频率，计算获得血流速度。

本说明书的一个实施例中，可以通过下述超声多普勒公式计算获得血流速度：

θ表示声波波束入射方向相对血流方向的倾角，f_t表示换能器阵列单元发射的声波频率，f_r表示检测到的红细胞散射回的声波频率，Δf_d＝f_r-f_t，c表示人体内声波速度。其中，f_t是根据上文所述的脉冲发射频率确定的，可以由换能器谐振频率确定。

本说明书的一个实施例中，所述激励信号控制模块还可以用于控制所述换能器阵列单元的各超声波微换能器的激励信号的激励频率以及激励时间，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射一定入射斜角的声波波束，以获得较高的血流速度检测精度。优选的，入射角θ的取值范围可以为30°～60°。

本说明书的一个实施例中，所述信号处理模块还可以用于根据所述采样窗对应的时间长度以及动脉血管内声波传播速度计算获得动脉血管横截面积，以及，根据所述动脉血管横截面积以及所述血流速度确定动脉血管血流量；并根据所述动脉血管血流量的变化量及所述动脉血管横截面积的变化量确定脉搏波传播速度。

可以根据上述采样窗对应的时间长度以及人体内声波速度计算获得动脉血管横截面积。由上述内容可知，采样窗的两端即为动脉血管前后壁反射信号的位置，采样窗两端信号对应的时间长度即为动脉血管前后壁反射回的信号的时间差Δt。通过计算Δt与人体内声波速度c的乘积，可以获得动脉血管壁的直径，进而可以获得动脉血管的横截面积A。

通过计算不同脉冲的声波波束所对应的动脉血管的横截面积A，可以获得随时间变化的一系列动脉血管壁的横截面积数据。

脉搏波传播速度PWV＝dQ/dA，而血流量Q＝v×A，从而根据动脉血管的横截面积数据以及血流速度数据可以确定出脉搏波传播速度PWV。

进一步的，可以根据脉搏波传播速度PWV与血压的关系，确定出血压数据。PWV与血压存在一定的转换关系。一些实施方式中，血压与脉搏波传播速度PWV之间的转换关系参数一般受动脉血管管壁厚度、弹性系数等影响，存在个体差异，可以通过统计分析用户的参数数据来确定，如图6所示，图6表示统计获得的血压与脉搏传播速度的变化关系示意图，进而获得血压值。

本说明书的另一些实施例中，所述血压监测传感器子系统的至少两个换能器阵列单元可以被设置于对应动脉血管纵向上不同的位置处；相应的，所述激励信号控制模块还可以用于控制所述换能器阵列单元的各超声波微换能器的激励信号的激励频率以及激励时间，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射入射角度为90度的声波波束。

如图7所示，可以在动脉血管7001待检测位置的处设置两个或者两个以上的换能器阵列单元10，利用动脉血管对应的脉搏波在两个换能器阵列单元10之间的传导时间来进行血压检测。图8中血管内的箭头表示血流方向，两个换能器之间的距离为D，通过检测脉搏波在两个换能器阵列单元10之间的传导时间t，则可以基于距离D以及传导时间t确定出脉搏波经过两个换能器阵列单元时对应的脉搏波传播速度PWV。

优选的，可以控制所述换能器阵列单元向动脉血管发射入射角度为90度的声波波束，通过控制声波波束以90度方向入射动脉血管，可以更加准确的测量动脉血管壁的横截面积，进而提高最终测量结果的准确性。

如图8所示，脉搏波在动脉血管7001内传递会引起血管的扩张变化，相应的，可以利用换能器阵列单元10检测血管的横截面积变化来反映血管的扩张变化。图8中血管内的箭头表示血流方向。动脉血管的横截面积数据的确定方式可以参考上述实施例进行，这里不做赘述。

然后，可以利用血管的横截面积数据来绘制动脉血管横截面积变化曲线，获得血管扩张波形图。通常，在利用血压监测传感器子系统检测动脉血管的返回信号时，检测动脉血管返回信号的不同换能器阵列单元之间的距离一般远小于脉搏波的波动周期。因此，可以通过分析两个换能器阵列单元所对应的血管扩张波形图的波峰或者波谷，确定出脉搏波在两个换能器阵列单元间的传播时间t。

如图9所示，图9中的两个波形分别表示两个换能器阵列单元所对应的血管扩张波形。可以通过分析两个换能器阵列单元所对应的血管扩张波形图中的波峰，确定出脉搏波在两个换能器阵列单元间的传播时间t。进一步，可以根据两个换能器阵列单元之间的距离D，可以计算获得脉搏波的传播速度PWV，PWV＝D/t。然后，可以根据脉搏波传播速度PWV与血压的关系，确定出血压数据。

进一步的，本说明书的一个或者多个实施例中，所述血压监测传感器子系统可以为采用多个换能器阵列单元10组成的大型阵列。图10表示包含多个换能器阵列单元的血压监测传感器阵列结构示意图，图10中的实心圆圈表示超声波微换能器101。如图10所示，所述血压监测传感器子系统可以由多个换能器阵列单元10组成，每个换能器阵列单元10可以包括多个超声波微换能器101。血压监测传感器子系统可以设置有多个换能器阵列单元10，以产生多个聚焦声波波束。然后，可以通过控制多个声波波束的发射方向、聚焦位置以及聚焦宽度等，使得多个声波波束可以不同的入射位置、不同的穿透深度、不同的聚焦宽度进入目标血管，获得多个血压波形图。

一些实施方式中，多个换能器阵列单元可以同时工作，测试多点位置处的血流信号，然后，可以对多个测量结果进行分析比对，识别记录具有最优检测信号的阵列单元为最优动脉血管检测位置。从而选择出最优的测量结果作为最终的血压测量结果，进一步提高测量的准确性。单个换能器阵列单元的面轮廓可以覆盖动脉血管直径。本说明书的一个实施例中，各个换能器阵列单元之间的间距可以根据被检测动脉血管所处位置、长度及直径来设定。

具体应用时，所述血压监测系统可以为单独的血压监测设备，也可以为集成有上述血压监测系统的便携式或者可穿戴式设备。可以将传感器集成在智能手机、智能手表、智能手环、个人计算机等便携设备或者可穿戴设备上，或者集成在便携式医疗监测等设备上。可以通过用户与设备上的传感器交互，实现按需或者定点的血压值测量。

换能器阵列单元可以通过声波信号检测手腕处尺动脉的动脉血液参数(血流速度、动脉横截面积等)，然后，可以将参数传递给设备的处理器计算，处理器根据相应关系确定出用户的一个或者多个心血管性质参数。集成有换能器阵列单元的设备可以自行对检测到的信号进行处理，并对处理结果进行存储以及向用户展示，或者通过无线或者有线的方式传输给其他的设备，以展示给用户。当然，对于存在多方交互的设备，带有相应换能器阵列单元的设备也可以在获取到动脉血管返回的信号后，将信号反馈给可以进行数据处理的设备，以对信号进行处理，并将处理结果进行存储以及展示。

相应的，本说明书一个或者多个实施例中还提供一种智能穿戴设备，所述智能穿戴设备如可以为智能手环、智能手表、智能指环等可穿戴设备。所述智能穿戴设备可以包括处理器、血压监测传感器子系统、电源以及无线发射接收模块，其中，

所述血压监测传感器子系统可以包括多个换能器阵列单元，所述换能器阵列单元包括多个超声波换能器；

所述处理器可以包括激励信号控制模块，所述激励信号控制模块可以用于根据被检测血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率控制所述换能器阵列单元的各声波换能器的激励信号的激励频率以及激励时间；

所述电源可以用于对所述处理器、血压监测传感器子系统以及无线发射接收模块提供电力；

所述换能器阵列单元的各超声波换能器可以用于在相应的激励信号的激励下产生声波，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射预设入射角度的声波波束，以及，还用于接收动脉血管内反射或散射回来的声波信号，并转换成电信号；

所述处理器还可以包括信号处理模块，所述信号处理模块可以用于对所述电信号进行处理，获得所述动脉血管的血压信息；

所述无线发射接收模块可以用于同外接设备进行无线通信。

一些实施方式中，所述电源可以为电池或者一些能量收集能源，用于对整个设备系统的供电。图11表示所述智能穿戴设备的结构示意图。如图11所示，所述智能穿戴设备还可以包括存储器及外围电路等，所述存储器可以用于存储处理器处理后血管参数信息。所述智能穿戴设备还可以包括高度传感器，比如加速度、陀螺仪等惯性器件，用于动脉高度位置或个体行为状态的检测。还可以基于静水压强差原理进行个体血压校准，无需外部血压校准设备，实现绝对血压值测量，从而降低由于被测者外部位置移动造成的血压测量误差。

上述所述的智能穿戴设备根据血压监测系统实施例的描述还可以包括其他的实施方式。具体的实现方式可以参照相关实施例的描述，在此不作一一赘述。

上述实施例提供的可用于血压监测的智能穿戴/便携式设备，操作方式简单方便，可以实现血压信息的实时监测。且功耗小，设备待机时间长。且声波波束穿透深度较深，具体检测血压信息时不受用户体质以及待监测位置的影响，进一步提高了监测的普适性，同时检测结果也更为准确。

基于上述实施例所述的无创血压监测系统，本说明书一个或多个实施例还提供一种血压监测方法。图12是本说明书提供的所述一种血压监测方法实施例流程示意图。如图12所示，所述方法可以包括：

S202：换能器阵列单元的各超声波换能器在相应的激励信号的激励下产生声波，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射预设入射角度的声波波束，其中，所述各超声波换能器的激励信号的激励频率以及激励时间由处理器的激励信号控制模块根据被检测血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率预先确定；

S204：超声波换能器接收动脉血管内反射或散射回来的声波信号，并转换成电信号；

S206:：处理器的信号处理模块对所述电信号进行处理，获得所述动脉血管的血压信息。

处理器的激励信号控制模块可以根据被检测血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率等预先设定各个超声波微换能器所对应的激励信号的激励频率及激励时间等参数，各个超声波微换能器可以在相应的激励信号的激励下发射声波，以使得换能器阵列单元产生定向的、可聚焦的声波波束。

换能器阵列单元所产生的声波波束可以入射至人体内的动脉血管中，声波信号在血管内部被散射或者反射，散射或者反射后的声波信号可以被超声波微换能器所述接收。超声波微换能器在接收返回的声波信号后，可以将接收的声波信号转换成电信号。

超声波微换能器可以将该电信号传输给处理器，该电信号中包含了动脉血管内的多种信息，通过分析该电信号，可以有效确定出目标血管的多种血液参数信息，从而实现血液参数信息的实时测量。

聚焦后的声波波束穿透深度可以满足人体各个位置处的动脉血管血压的测量。且声波波束的发射方向、聚焦宽度以及聚焦位置均可控，聚焦宽度可达几十微米，具有很高的检测分辨率。且波束成形和定向可以使得声波波束在入射目标动脉血管时可以有较高的位置精准性，避免周围血管的干扰，进而可以提高目标血管的血压测量的准确性。

声波在人体内传播时，除去动脉血管的反射或者散之外，还会受组织内部衰减造成的偏移、其他周围血管、细胞的散射、反射等影响，有效声波信号的提取严重影响着最终结果的准确性。优选的，本说明书的一个实施例中，还可以根据接收的电信号中两个相邻最大值的时间点及时间间隔，根据所述采样窗从接收的电信号中提取动脉血管信号。

动脉血管壁反射声波信号最大，通过检测最大的返回信号可以确定出动脉血管前后壁的反射信号。然后，可以利用动脉血管前后壁的反射信号设定采样窗，根据采样窗可以准确的提取出动脉血管所对应的信号信息。进一步降低其他信号的干扰，提高动脉血管所对应的血液参数信息确定的准确性。

本说明书的另一个实施例中，所述根据所述动脉信号确定所述动脉血管的血压信息可以包括：

对所述动脉血管信号进行高通滤波处理，基于高通滤波处理后的信号获得红细胞散射信号；

根据所述红细胞散射信号确定红细胞散射返回的声波频率；

根据换能器阵列单元发射的声波波束的频率、声波波束入射动脉血管的角度、动脉血管内声波传播速度以及所述红细胞散射返回的声波频率计算获得血流速度；

根据所述采样窗对应的时间长度以及动脉血管内声波传播速度计算获得动脉血管横截面积；

根据所述动脉血管横截面积以及所述血流速度确定动脉血管血流量；

根据所述动脉血管血流量的变化量与所述动脉血管横截面积的变化量确定脉搏波传播速度；

根据所述脉搏波传播速度确定所述动脉血管的血压信息。

红细胞在血液内处于流动状态，根据多普勒效应，红细胞散射后的声波信号会发生一定的频移，且频移量和红细胞的流动速度相关。本实施例中，可以基于红细胞的多普勒效应确定出红细胞的流动速度，进而可以再根据血流速度确定出其他的血液参数信息。

通常来说，与组织衰减及血管壁反射造成的影响相比，红细胞散射引起的返回声波信号较小，会造成信号不容易提取和检测，测量结果不准确。本实施例中，可以首先利用上述方式确定的采样窗从返回的信号中提取出动脉血管信号，排除其他血管的影响。然后，进一步通过对所述动脉血管信号进行高通滤波处理，过滤掉内部组织形变、衰变等干扰信号。从而准确的获得动脉血管内红细胞散射返回的信号。

然后，可以根据换能器阵列单元发射的声波的频率、声波波束入射动脉血管的角度、人体内声波速度以及上述红细胞散射返回的声波的频率，计算获得血流速度。

同时，还可以根据所述采样窗对应的时间长度以及人体内声波速度计算获得动脉血管横截面积数据。脉搏波传播速度PWV＝dQ/dA，而血流量Q＝v×A，从而根据动脉血管的横截面积数据以及血流速度数据可以确定出脉搏波传播速度PWV进一步的，可以根据脉搏波传播速度PWV与血压的关系，确定出血压数据。

本说明书的另一个实施例中，所述根据所述动脉信号确定所述动脉血管的血压信息可以包括：

根据所述采样窗对应的时间长度以及动脉血管内声波传播速度计算获得动脉血管横截面积变化曲线；

根据两个换能器阵列单元对应的动脉血管横截面积变化曲线确定脉搏波通过所述两个换能器阵列单元的时间；

根据所述两个换能器阵列单元之间的距离以及脉搏波通过所述两个换能器阵列单元的时间确定脉搏波传播速度；

根据所述脉搏波传播速度确定所述动脉血管的血压信息。

可以利用脉搏波通过两个不同的换能器阵列单元的时间，来确定出脉搏波的传播速度，进而确定出血压信息。可以先计算两个不同的换能器阵列单元所对应的动脉血管的横截面积数据，动脉血管的横截面积数据的确定方式可以参考上述实施例进行，这里不做赘述。动脉血管的横截面积变化情况可以反映出动脉脉搏的波动情况，从而可以根据动脉血管的横截面积数据绘制出血管扩张波形图。

一些实施方式中，可以通过分析两个换能器阵列单元所对应的血管扩张波形图中的波谷或者波峰，确定出脉搏波在两个换能器阵列单元间的传播时间t。进一步，可以根据两个换能器阵列单元之间的距离D，可以计算获得脉搏波的传播速度PWV，PWV＝D/t。然后，可以根据脉搏波传播速度PWV与血压的关系，确定出血压数据。

本说明书的一个或者多个实施例中，在上述处理过程中，还可以获取不同换能器阵列单元所对应的输出信号，从中选出最优的输出信号。然后，根据最优的输出信息进行后续处理，以便获得更为准确的血液参数信息。

需要说明的，上述所述的方法根据装置实施例的描述还可以包括其他的实施方式。具体的实现方式可以参照相关装置实施例的描述，在此不作一一赘述。

本说明书一个或多个实施例提供的血压监测方法，可以通过控制各超声波微换能器的所对应的激励信号，以产生发射方向以及聚焦位置可调的声波波束。且产生的声波波束的穿透深度较深，使得血压的测量不受血管深度的影响，可以提高血压监测的普适性。同时，声波波束的分辨率较高，可以大幅度提高血压监测的准确性。不受外界环境光和皮肤颜色、毛发、汗液的影响，抗干扰性高。

需要说明的是，在本申请的描述中，除非另有说明，“多个”的含义是两个或两个以上。本说明书中的各个实施例均采用递进的方式描述，各个实施例之间相同相似的部分互相参见即可，每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处。在一些情况下，在权利要求书中记载的动作或步骤可以按照不同于实施例中的顺序来执行并且仍然可以实现期望的结果。另外，在附图中描绘的过程不一定要求示出的特定顺序或者连续顺序才能实现期望的结果。在某些实施方式中，多任务处理和并行处理也是可以的或者可能是有利的。

尽管本说明书实施例中提到如根据脉搏传播速度确定血压数据等获取、定义、交互、计算、判断等操作和数据描述，但是，本说明书实施例并不局限于必须是符合标准数据模型/模板或本说明书实施例所描述的情况。某些行业标准或者使用自定义方式或实施例描述的实施基础上略加修改后的实施方案也可以实现上述实施例相同、等同或相近、或变形后可预料的实施效果。应用这些修改或变形后的数据获取、存储、判断、处理方式等获取的实施例，仍然可以属于本说明书的可选实施方案范围之内。

在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本说明书的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述并不必须针对的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。此外，在不相互矛盾的情况下，本领域的技术人员可以将本说明书中描述的不同实施例或示例以及不同实施例或示例的特征进行结合和组合。

以上所述仅为本说明书的实施例而已，并不用于限制本说明书。对于本领域技术人员来说，本说明书可以有各种更改和变化。凡在本说明书的精神和原理之内所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本说明书的权利要求范围之内。

Claims (15)

1.一种用于体表的无创血压监测系统，其特征在于，所述系统包括血压监测传感器子系统及处理器，其中，所述血压监测传感器子系统包括换能器阵列单元，所述换能器阵列单元包括多个超声波微换能器；

所述处理器包括激励信号控制模块，所述激励信号控制模块用于根据被检测动脉血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率控制所述换能器阵列单元的各超声波微换能器的激励信号的激励频率以及激励时间；

所述换能器阵列单元的各超声波微换能器用于在相应的激励信号的激励下产生声波，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射预设入射角度的声波波束，以及，还用于接收动脉血管内反射或散射回来的声波信号，并转换成电信号；

所述处理器还包括信号处理模块，所述信号处理模块用于对所述电信号进行处理，获得所述动脉血管的血压信息。

2.根据权利要求1所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述血压监测传感器子系统还包括与所述多个超声波微换能器单片加工集成的CMOS电路板，所述CMOS电路板用于在所述激励信号控制模块的控制下向超声波微换能器发射激励信号以及对超声波微换能器转换后的电信号进行预处理。

3.根据权利要求2所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述CMOS电路板还用于检测超声波微换能器转换后的电信号中的两个相邻最大值，根据所述最大值之间的时间点及间隔确定采样窗，以及，利用所述采样窗对接收的电信号进行提取，获得动脉血管信号。

4.根据权利要求3所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述CMOS电路板还用于对动脉血管信号进行高通滤波处理，根据高通滤波处理后的信号获得红细胞散射信号。

5.根据权利要求4所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述激励信号控制模块还用于控制所述换能器阵列单元的各超声波微换能器的激励信号的激励频率以及激励时间，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射一定入射斜角的声波波束。

6.根据权利要求5所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述信号处理模块还用于对红细胞散射信号进行分析获得红细胞散射返回的声波频率，以及，根据换能器阵列单元发射的声波波束的频率、声波波束入射动脉血管的角度、动脉血管内声波传播速度以及所述红细胞散射返回的声波频率，获得血流速度。

7.根据权利要求6所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述信号处理模块还用于根据所述采样窗对应的时间长度以及动脉血管内声波传播速度计算获得动脉血管横截面积，以及，根据所述动脉血管横截面积及所述血流速度确定动脉血管血流量；

所述信号处理模块还用于根据所述动脉血管血流量的变化量及所述动脉血管横截面积的变化量确定脉搏波传播速度，并根据所述脉搏波传播速度确定所述动脉血管的血压信息。

8.根据权利要求3所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述血压监测传感器子系统的至少两个换能器阵列单元被设置于对应动脉血管纵向上不同的位置处；

相应的，所述激励信号控制模块还用于控制所述换能器阵列单元的各超声波微换能器的激励信号的激励频率以及激励时间，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射入射角度为90度的声波波束。

9.根据权利要求8所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述信号处理模块还用于对所述至少两个换能器阵列单元对应的血管横截面积数据进行同步处理，获得脉搏波传播速度。

10.根据权利要求9所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述信号处理模块还用于根据所述采样窗对应的时间长度以及动脉血管内声波传播速度计算获得动脉血管横截面积变化曲线，以及，根据两个换能器阵列单元同步测得的动脉血管横截面积变化曲线及两个换能器阵列单元之间的距离确定脉搏波传播速度，并根据所述脉搏波传播速度确定所述动脉血管的血压信息。

11.根据权利要求1所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述血压监测传感器子系统还包括声阻抗匹配层，所述声阻抗匹配层设置在所述超声波微换能器与人体皮肤之间，以增强所述超声波微换能器与人体组织之间的声阻抗匹配。

12.根据权利要求1所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述换能器阵列单元之间的间距根据被检测动脉血管所处的位置、长度及直径确定。

13.根据权利要求1所述的无创血压监测系统，其特征在于，所述血压监测传感器子系统包括多个换能器阵列单元，各换能器阵列单元之间的间距根据被检测动脉血管所处位置、长度及直径确定。

14.一种基于权利要求1-13任一项所述系统的血压监测方法，其特征在于，所述方法包括：

换能器阵列单元的各超声波换能器在相应的激励信号的激励下产生声波，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射预设入射角度的声波波束，其中，所述各超声波换能器的激励信号的激励频率以及激励时间由处理器的激励信号控制模块根据被检测血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率预先确定；

超声波换能器接收动脉血管内反射或散射回来的声波信号，并转换成电信号；

处理器的信号处理模块对所述电信号进行处理，获得所述动脉血管的血压信息。

15.一种智能穿戴设备，其特征在于，所述设备包括处理器、血压监测传感器子系统、电源以及无线发射接收模块，其中，

所述血压监测传感器子系统包括多个换能器阵列单元，所述换能器阵列单元包括多个超声波换能器；

所述处理器包括激励信号控制模块，所述激励信号控制模块用于根据被检测血管所处皮下位置深度、血流速度及检测分辨率控制所述换能器阵列单元的各声波换能器的激励信号的激励频率以及激励时间；

所述电源用于对所述处理器、血压监测传感器子系统以及无线发射接收模块提供电力；

所述换能器阵列单元的各超声波换能器用于在相应的激励信号的激励下产生声波，以使得所述换能器阵列单元向动脉血管发射预设入射角度的声波波束，以及，还用于接收动脉血管内反射或散射回来的声波信号，并转换成电信号；

所述处理器还包括信号处理模块，所述信号处理模块用于对所述电信号进行处理，获得所述动脉血管的血压信息；

所述无线发射接收模块用于同外接设备进行无线通信。