CN116916816A - 新型无创中心动脉压及其它腔内大动脉压检测方法和装置 - Google Patents

新型无创中心动脉压及其它腔内大动脉压检测方法和装置 Download PDF

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Abstract

无创中心动脉压及其它腔内大动脉压检测方法和装置。血液流动及血管的弹性是影响脉搏波形采集的主要因素，可以使中游气囊绑带(2)位置与人体腔内大动脉等高，上游信号通道(1)靠近人体躯干，非常接近腔内大动脉，使由于血管弹性带来的影响减少到最小，利用中游气囊绑带(2)宽度足够条件下血管内压力与血管外气囊绑带压力的关系，利用脉搏起跳点时刻血流速度等于零的条件下上游、中游血管内血液压力的关系，利用血流加速度为零的条件下完全阻断状态与半主动状态血管内血液压力的关系，得到完全阻断状态下血管内血液压力的最大值，此近似等于腔内大动脉收缩压，最大程度避免了由于血液流动对测量造成的误差。腔内大动脉舒张压近似等于肱动脉或股动脉舒张压。

Description

新型无创中心动脉压及其它腔内大动脉压检测方法和装置
技术领域
本发明涉及血压测量，特别是涉及一种无创中心动脉压以及其它腔内大动脉压测量方法和装置。
背景技术
2003年ESH/ESC高血压管理指南指出：中心动脉压与肱动脉压存在差异，相比于日常临床中经常采用的肱动脉血压测量，中心动脉血压与心、脑、肾等器官及其并发症有更加密切的关系，具有独立的更强的心血管疾病及相关并发症的预测价值。中心动脉压是指升主动脉根部血管所承受的侧压力，理论上，中心动脉压与靶器官损害和心血管疾病关系更为密切，且对于心血管事件的预测价值优于外周肱动脉压，已在部分临床试验得到证实。研究表明中心动脉压(主动脉压)比外周动脉压(肱动脉压)具有更好的临床预测价值。因此，进行中心动脉血压的测量意义重大。
中心动脉血压的测量方法，根据是否有创伤性，分为无创测量方式和有创测量方式。有创导管法测量中心动脉血压，采用左心导管直接测量升主动脉根部压力，同时用压力换能器将压力转换为可读数据，并对中心动脉血压波形进行连续记录，能准确的反映中心动脉血压大小，是中心动脉血压测量的最准确的方法。虽然有创中心动脉血压的测量被认为是中心动脉血压测量的金标准，但因为其测量方法属有创检查，成本高，操作难度高，临床广泛开展有一定的局限性，限制了其广泛应用。
无创中心动脉血压测量，是更易于实施的测量方式。目前常用的无创中心动脉血压测量设备，较常见的主要是通过颈动脉和桡动脉的平面脉搏波分析或颈动脉的扩张波分析等无创方法得到中心动脉压，包括：①替代法:用颈动脉压力波近似替代升主动脉压力波,但无法用血压计直接测量；②目测法:通过目测桡动脉压力波的迟发收缩期波形改变分析升主动脉压,属于半定量；③合成法:由桡动脉压力波合成升主动脉压,即利用动脉脉搏波分析仪,通过触压式压力探头无创记录桡动脉脉搏波,经计算机处理转换为中心动脉脉搏波，但上述三种方法都存在测量误差较大的缺陷。
发明内容
本发明目的之一是提供一种新型无创中心动脉压及其它腔内大动脉压检测方法，以能够实现准确测量中心动脉压以及其它腔内大动脉压。
本发明之另一目的是提供一种新型无创中心动脉压及其它腔内大动脉压检测装置，以能够实现准确测量中心动脉压以及其它腔内大动脉压。
本发明之另一目的是提供一种三通道脉搏波信号传感器，以能够实现准确测量中心动脉压以及其它腔内大动脉压。
在本申请中，电子信号传感器是指除充气气囊之外的用于把所要测量的通道脉搏波信号转化为电子信号的电动传感器，包括但不限于压力传感器和光电传感器。
中心动脉压是指升主动脉根部血管所承受的侧压力，由人体结构可知，人体左锁骨下动脉由升主动脉发出，延续至腋动脉，再延续至肱动脉，构成一个连续的动脉管道。虽然这个连续的动脉管道其他位置也有数条不同的动脉分支发出，但大都属于比较细小的动脉血管。其中比较大的一个分支是左椎底动脉，与左锁骨下动脉起始段上壁连接。所以当左臂肱动脉血管阻断，而且左臂血压测量位置与升主动脉处于同一个水平位置时，左臂血压测量位置感受到的压力，相当于左锁骨下动脉起始段上壁与左椎底动脉连接处的压力。同时，由于左锁骨下动脉第1段内径较粗，长度较短，血液在此位置的流动速度不是很快。因此，当左锁骨下动脉第1段没有发生严重堵塞时，此段流阻不大，形成的压力差并不显著。从而我们得出，当左臂肱动脉血管阻断，而且左臂血压测量位置与升主动脉处于同一个水平位置时，左臂血压测量位置的血液压力，相当于左锁骨下动脉一端与升主动脉连接处的压力，按照定义，这个压力就是中心动脉压。
当左锁骨下动脉第1段发生严重堵塞时，可以采用右臂测量。右侧锁骨下动脉起自头臂干，当右臂肱动脉血管阻断，而且右臂血压测量位置与升主动脉处于同一个水平位置时，右臂血压测量位置的血液压力，相当于右锁骨下动脉一端与头臂干连接处的压力，此压力接近中心动脉压，但会有一定测量误差。虽然通过右臂能够测量的中心动脉压相对来说有一定误差，但实际上通过右臂测量的血压是无名动脉压，只是其非常接近中心动脉压。
除了中心动脉压，其它腔内大动脉压还包括前面所述的无名动脉压、以及腹主动脉末端等等。在此，腔内是指腹腔内或胸腔内。通过右臂测量的实际是无名动脉的血压，而通过下肢测量的是腹主动脉末端的血压。本发明技术不仅能测量中心动脉压，还可以测量其它腔内大动脉压。不仅可通过上肢测量血压，也可以通过下肢测量血压。
为了准确测量中心动脉压以及其它腔内大动脉压。首先可以使采集到的脉搏波与中心动脉或其它腔内大动脉波形尽可能接近。血液流动及血管的弹性是影响脉搏波形采集的主要因素，所以采集中心动脉压或其它腔内大动脉压波形时，采集的位置可以尽可能接近升主动脉或其它腔内大动脉，同时要阻断动脉血流。其次，采集脉搏波形的位置，与测量肱动脉血压或股动脉血压等的位置，可以尽可能接近。
本发明的装置包括三通道脉搏波信号传感器、双向气阀、线性气阀、气泵、压力传感器、信号放大器、微处理器、显示器、键盘等。微处理器连接脉搏波信号模数转换器(ADC，Analog-to-Digital Converter)，或脉搏波信号模数转换器直接集成在微处理器内。
三通道脉搏波信号传感器，按照血流方向分为上游、中游和下游三个信号通道。中游信号通道为一个充气气囊，在充气时，可以阻断动脉血流。中游信号通道的气囊宽度与传统柯氏音法气囊相同，按照被测者肢体围度决定最小宽度。上游和下游信号通道为压力或光电传感器，也可以设计为充气气囊。上游、中游和下游三个信号通道的间隔距离，按照被测者肢体的长度设计。根据使用需要三个信号通道可以紧密连接形成一个整体，也可以间隔一个距离。上游与中游信号通道，优选地，间隔距离可以设置为0到15厘米之间；中游和下游通道，优选地，间隔距离可以设置为0到30厘米之间。
当上游和下游信号通道为充气气囊时，上游气囊通过管道连接第1个双向气阀，同时通过管道连接第1个压力传感器。中游气囊通过管道连接第2个双向气阀，同时通过管道连接微孔气阀，微孔气阀通过管道与下游气囊连接。下游气囊通过管道连接第3个双向气阀，同时通过管道连接第2个压力传感器及微孔气阀另一端。
三个双向气阀的另一端通过管道连接在一起，并通过管道与第3个压力传感器、气泵和线性气阀连接。三个压力传感器分别通过电线与信号放大器连接，信号放大器输出端通过电线与微处理器的三个模数转换器输入端连接。微处理器与显示器及键盘连接，微处理器同时通过电线与三个双向气阀，三个压力传感器，线性气阀及气泵连接。
为了更好地叙述本发明的测量过程及计算方法，现将相应时间及变量作以下定义。
在中游气囊充气压力远远大于肱动脉收缩压时，此时肱动脉血流被完全阻断，我们称为完全阻断时间区域tx。
在中游气囊充气阻断肱动脉血流后，逐渐放气，至下游信号传感器开始至产生若干个脉搏波信号时，我们称为半阻断时间区域ty。
在半阻断时间区域ty内，下游信号通道开始产生脉搏波信号。下游脉搏波信号起跳点时刻，我们称为tⅠ时刻。
中游气囊充气阻断肱动脉血流后，中游气囊的气压变化可以反映肱动脉血管内血液体积的变化。在产生tⅠ时刻的脉搏信号周期中，将中游脉搏波起跳点至tⅠ时刻之间，中游阻断气囊内气体压力曲线求二次导数，获得肱动脉血流加速度曲线，找出加速度曲线中第1个从正转负的过零点，我们称为tⅡ时刻。
测量半阻断时间区域ty某一个脉搏周期，中游脉搏波脉搏起跳点至tⅡ时刻的延迟时间Δt，并在完全阻断时间区域tx某一个脉搏周期，从上游脉搏波起跳点同样延迟时间Δt，此时刻我们称为tⅢ时刻。
本发明测量中心动脉压和其它腔内大动脉压的思路如下：
1、中游气囊绑带宽度足够时，在下游脉搏波起跳点时刻，中游气囊绑带位置肱动脉或股动脉内血液压力，等于中游气囊绑带的压力。
2、在半阻断状态下，在下游脉搏起跳点时刻，血流速度等于零，上游位置肱动脉内或股动脉血液压力，等于中游气囊绑带位置肱动脉内血液压力，进而等于中游气囊绑带的压力。其它时候都不等于。
3、在半阻断状态下，根据中游压力曲线，计算出血流加速度为零点时刻。并根据上游压力曲线，以及下游脉搏波起跳点时刻的上游位置肱动脉内血液压力，计算出血流加速度为零点时刻上游位置肱动脉或股动脉内血液压力。在此，会找出加速度为零点。
4、根据在半阻断状态下加速度为零点的延迟时间，找出全阻断状态下同样延迟时间的时刻。此时刻上游位置肱动脉或股动脉内血液压力等于半阻断状态下加速度为零点时刻上游位置肱动脉内血液压力。
5、根据全阻断状态下上游压力曲线，及全阻断状态下，加速度为零点时刻上游位置肱动脉内血液压力，计算出全阻断状态下，上游位置肱动脉或股动脉血压力最大值，此即为中心动脉或其它腔内大动脉收缩压。
6、由于在舒张压状态下，血液流速接近为零，中心动脉或其它腔内大动脉舒张压近似等于肱动脉或股动脉舒张压。
下面以三通道脉搏波信号传感器，上、下游通道采用气囊为例，描述测量过程如下：
第一步：(在一般情况下，第一步为非必要步骤)打开与中游气囊连接的双向气阀，关闭线性气阀，打开气泵，通过双向气阀向中游气囊充气，同时通过微孔气阀向下游气囊充气，同时采集检测下游气囊气压波动信号，直至肱动脉血流停止流动，即下游气囊脉搏波信号为零。打开与中游气囊连接的双向气阀，逐渐打开线性气阀，中游气囊逐渐放气，肱动脉血流逐渐开始流动，下游信号通道开始出现脉搏波信号，记录下游信号通道最开始出现的若干个脉搏波信号幅值，同步记录每一个脉搏中游气囊的气体压力，两者进行线性拟合，计算下游信号通道脉搏波信号幅值过零点时对应的中游气囊的气体压力，此即为肱动脉收缩压。中游气囊继续放气，测量中游气囊气压波动信号与下游信号通道脉搏波信号的时间延迟，拟合计算出时间延迟从逐渐变小到不变的时间点，此时的中游气囊气压即为肱动脉舒张压。关于采用脉搏波幅值及时间延迟，判定肱动脉血压的计算方法，详见名称为“一种无创血压测量装置”的发明专利ZL201010247968.6，其授权公开号为CN101912259B，其发明人为本申请第一发明人吴小光。在此将该专利文献CN101912259B之全部内容并入本文。
第二步：打开气泵，通过双向气阀向上游气囊充气至数十毫米汞柱。(若进行了第一步，按照第一步测量得到的肱动脉舒张压，将上游气囊加压至肱动脉舒张压左右)。此时开始同步采集上游、下游信号通道的脉搏波信号，及中游气囊的气体压力信号，直至测量结束。
第三步：打开气泵，通过双向气阀向中游气囊充气，同时通过微孔气阀向下游气囊充气，同步采集检测下游气囊脉搏波信号，直至肱动脉血流停止流动，即下游气囊脉搏波信号为零。此时，中游气囊气压大约等于肱动脉收缩压。继续向中游气囊充气，使得中游气囊气压大于肱动脉收缩压，典型的如10～100mmHg。
第四步：关闭所有气阀，停止向中游气囊充气，并等待若干个心跳周期，此为完全阻断状态。等待期间称为完全阻断时间区域tx。
第五步：打开与中游气囊连接的双向气阀，逐渐打开线性气阀，中游气囊逐渐放气，肱动脉血流逐渐开始流动，下游信号通道开始出现脉搏波信号，此为半阻断状态，此时称为半阻断时间区域ty。记录下游信号通道最开始出现的若干个脉搏波信号幅值，同步记录每一个脉搏中游气囊的气体压力，两者进行线性拟合，计算下游信号通道脉搏波信号幅值过零点时对应的中游气囊的气体压力，此即为肱动脉收缩压。中游气囊继续放气，测量中游气囊气压波动信号与下游信号通道脉搏波信号的时间延迟，拟合计算出时间延迟从逐渐变小到不变的时间点，此时的中游气囊气压即为肱动脉舒张压。此肱动脉舒张压，用于计算中心动脉收缩压。
第六步：依据上述过程中同步采集的上游、下游信号通道的脉搏波信号，及中游气囊的气体压力信号，及肱动脉舒张压值，计算得到中心动脉收缩压及舒张压值，测量结束。
依据上述方法采集到的上游、中游和下游三通道的脉搏波信号数据，及上游、中游气囊内的气体压力，计算中心动脉压，我们采用了五个步骤。
关于本发明方法的步骤以及参数的含义，可以结合图8-11来理解。
为了方便叙述，我们把有关变量作以下定义。
PC为中心动脉血压，PCS为中心动脉收缩压，PCⅡ、PCⅢ分别为tⅡ、tⅢ时刻的中心动脉血压，[1]PCd为中心动脉舒张压。
P1为上游信号通道位置肱动脉内血液压力，P1Ⅰ、P1Ⅱ、P1Ⅲ分别为tⅠ、tⅡ、tⅢ时刻的上游信号通道位置肱动脉内血液压力，P1s为完全阻断时间区域tx中，tⅠ所在的一个脉搏周期内上游信号通道位置肱动脉内血液压力的最大值，Pd为上游信号通道位置肱动脉内血液舒张压。H1为上游信号通道位置信号强度或上游气囊内气体压力，H1Ⅰ、H1Ⅱ、H1Ⅲ分别为tⅠ、tⅡ、tⅢ时刻上游信号通道位置信号强度或上游气囊内气体压力，H1s为完全阻断时间区域tx中，tⅠ所在的一个脉搏周期内上游信号通道信号强度或上游气囊内气体压力的最大值。
Hd为上游信号通道在舒张压时的信号幅度。P2为中游气囊位置肱动脉内血液压力，P2Ⅰ、P2Ⅱ分别为tⅠ、tⅡ时刻中游气囊位置肱动脉内血液压力，H2为中游气囊内气体压力，H2Ⅰ、H2Ⅱ分别为tⅠ、tⅡ时刻中游气囊内气体压力。
P2d为中游信号通道位置肱动脉内血液舒张压，由于肱动脉内血液处于舒张压时，肱动脉内血液不流动，所以肱动脉内血液在上游信号通道位置与中游气囊位置舒张压相等，即Pd＝P2d。
由于在舒张压时刻，肱动脉内血液不流动，而且在测量过程中，保持测量气囊与升主动脉处于一个水平位置，所以肱动脉位置测得的舒张压Pd，即为中心动脉压的舒张压，即PCd＝Pd＝P2d。
具体计算步骤如下：
第一个步骤：半阻断时间区域ty内，下游信号传感器开始产生脉搏波信号，在脉搏波信号起跳点时刻、即tⅠ时刻的中游阻断气囊内气体压力，即为tⅠ时刻肱动脉内血液压力。
在tⅠ时刻，当中游阻断气囊宽度足够时，中游信号通道位置肱动脉内血液压力近似等于中游阻断气囊内气体压力，以下等式⑴成立：
P2Ⅰ＝H2Ⅰ.....................⑴
第二个步骤：由tⅠ时刻的中游气囊位置肱动脉内血液压力P2Ⅰ，计算tⅠ时刻上游信号通道位置血液对肱动脉血管的侧压力P1Ⅰ。
在测量时，中游气囊充气加压后阻断动脉血流，此时中游气囊位置肱动脉内血液压力P2Ⅰ有以下等式⑵：
P2Ⅰ＝PC-ρaⅠL2……………………⑵
式⑵中PC为中心动脉压，aⅠ为tⅠ时刻上述血液流动的加速度，L2为从左锁骨下动脉一端与升主动脉连接处至中游气囊这段血管的长度，ρ为血液的密度。
上游信号通道的传感器或充气气囊只是对被测肢体进行适当加压，感受上游信号通道位置的肱动脉脉搏波动，并没有阻断血流，所以tⅠ时刻上游信号通道位置，肱动脉内血液对肱动脉血管的侧压力P1Ⅰ有以下等式⑶：
式⑶中VⅠ为tⅠ时刻肱动脉内血液流动的速度，L1为从左锁骨下动脉一端与升主动脉连接处至上游通道这段血管的长度。
在tⅠ时刻，肱动脉血流速度近似为0，即VⅠ≈0。同时，在测量中令上游通道与中游气囊尽可能相靠近，故可以认为L1≈L2。进而根据⑵⑶可得：
进而，根据⑴⑷可得：
P1Ⅰ＝H2Ⅰ.......................⑸
即tⅠ时刻上游通道位置肱动脉内血液压力等于tⅠ时刻中游气囊内气体压力。
第三个步骤：通过时间区域tx中tⅠ时刻所在的一个脉搏周期内的上游通道压力曲线，及tⅠ时刻上游通道位置肱动脉内血液压力P1Ⅰ，计算tⅡ时刻上游通道位置肱动脉内血液压力P1Ⅱ。
由于在半阻断时间区域ty内，上游信号通道传感器对肱动脉的加压程度、即上游气囊内气体压力保持不变，所以在tⅠ时刻所处的心跳周期内，上游气囊内气体压力信号强度与肱动脉内血液压力比例关系不变。
所以有以下等式⑹：
得到：
第四个步骤：由处于半阻断时间区域ty，tⅡ时刻上游信号通道位置肱动脉内血液压力P1Ⅱ，计算得到处于完全阻断时间区域tx，tⅢ时刻上游信号通道位置肱动脉内血液压力P1Ⅲ。
由tⅡ时刻的定义可知，此时的肱动脉内血液的运动加速度为a＝0，
tⅡ时刻上游信号通道位置肱动脉内血液压力P1Ⅱ有以下等式⑻：
式中VⅡ为tⅡ时刻肱动脉内血液流动的速度。正常人，完全开放状态时肱动脉血流速度为60～100/s，假定血液密度ρ＝1g/cm3，按照最大肱动脉血液流速Vmax＝100/s计算，血流速度对压力的最大影响为：
由于在tⅡ时刻，肱动脉处于部分阻断状态，肱动脉血流速度远远小于完全开放状态时最大血液流速，所以在tⅡ时刻，血流速度对压力的影响远远小于3.75mmHg，可以忽略不计。
所以有：
P1Ⅱ＝PCⅡ-ΔP≈PCⅡ........................⑼
在tⅢ时刻，由于处于完全阻断时间区域tx，肱动脉血流速度及加速度都接近为0，所以有：
VⅢ≈0,aⅢ≈0
其中VⅢ为tⅢ时刻肱动脉内血液流动的速度，aⅢ为tⅢ时刻的血液流动的加速度。
在短时间测量中，可以认为被测者的中心动脉压值以及其波形的上升沿保持不变。也即，对于tⅡ时刻和tⅢ时刻所在的心跳周期，若其脉搏起跳时间点分别为txC与tyC，则认为有：
其中t为小于一个心跳周期的一任意时间间隔。
故而，由于tⅡ时刻和tⅢ时刻关于脉搏起跳点的延迟时间Δt相同，所以有如下式⑾：
PCⅡ＝PCⅢ................⑾
由式⑼、⑽、⑾得：
P1Ⅲ＝P1Ⅱ............⑿
第五个步骤：通过tⅢ时刻所在的心跳周期内，上游信号通道的压力曲线，及tⅢ时刻上游信号通道位置肱动脉内血液压力P1Ⅲ，计算上游信号通道位置肱动脉内血液压力的最大值P1s，近似获得中心动脉收缩压Pcs。
由于处于完全阻断时间区域tx，肱动脉血流速度及加速度都接近为0，而且在测量过程中，保持测量气囊与升主动脉处于一个水平位置，所以中心动脉压收缩压近似等于上游信号通道位置肱动脉内血液压力的最大值P1s。即：PCS≈P1s
由于在完全阻断时间区域tx内，上游信号通道传感器对肱动脉的加压程度或上游气囊内气体压力保持不变，所以在tⅢ时刻所处的心跳周期内，上游气囊内气体压力信号强度与肱动脉内血液压力比例关系不变。
由式(5)(7)(12)(13)可以得到
Pcs＝P1s........................(15)
因此，本发明的新型无创中心动脉压测量方法利用三通道脉搏波信号传感器获得脉搏波信号，进而获得准确的中心动脉压以及其它腔内大动脉压，其特点在于：
特点一：采用中游阻断气囊，并将气囊气压充至远大于动脉血液收缩压。此时动脉血管处于完全阻断状态，血管内血液基本不流动，消除了由于血液流动对中心动脉压测量造成的影响。因此中游阻断器能感受到的血液压力，近似等于中心动脉压。
特点二：采用中游阻断气囊，并在阻断气囊动脉血流方向的下游位置，安装下游脉搏波探测器。在阻断气囊充气，阻断动脉血流后逐渐放气，采集阻断气囊处于刚刚进入半阻断状态时，下游脉搏波探测器输出信号的起跳点时刻，对应的阻断气囊气压数值。当阻断气囊宽度足够时，此起跳点时刻对应的阻断气囊气压数值，近似等于此时刻的动脉血管内血液压力。
特点三：在阻断气囊动脉血流方向的上游位置，安装上游脉搏波探测器。在下游脉搏波探测器输出信号的起跳点时刻，动脉血管内血流速度接近为零，上游脉搏波探测器位置动脉血管内血液压力，等于阻断气囊位置动脉血管内血液压力。
特点四：将中游阻断气囊处于刚刚进入半阻断状态时的气压波动曲线二次求导，找出第1个由正变负的过零点，即血流加速度过零点，并测量从脉搏波起跳点到加速度过零点的延迟时间；对于半阻断状态和完全阻断状态，在两种状态下，分别针对某一心跳周期的脉搏波信号，从脉搏波起跳点开始，找出各自上述延迟时间点，此两个时间点对应的上游脉搏波探测位置，动脉血管内压力近似相等。
特点五：上游脉搏探测器安装在肢体上的松紧程度，在测量过程中保持不变；或上游脉搏波探测器为充气气囊时，在测量过程中充气压力不变。由此得到上游脉搏探测器输出信号强度，与上游位置血管内血液压力成正比。
特点六：采集上游脉搏波探测器在完全阻断状态下的信号曲线，及上游脉搏波探测位置加速度过零点动脉血管内压力，计算得到上游脉搏波探测位置动脉血管内压力最大值。此即近似等于中心动脉收缩压。
下面说明三通道脉搏波信号传感器的三个信号通道的宽度及位置。
一、上、中、下气囊绑带宽度及位置的确定。
1、中游气囊绑带的宽度，由被测者上肢围度即上肢周长决定。宽度与被测者上肢围度的对应关系，与柯氏音法血压计袖带要求相同。当被测者上肢围度较大时，中游气囊绑带的宽度也相应加大，当被测者上肢围度较小时，中游气囊绑带的宽度也相应减小。
2、上、下游气囊绑带的宽度，不宜太窄，也不宜太宽。上、下游气囊绑带的宽度太窄，会导致输出的压力信号太小，影响测量精度，上、下游气囊绑带的宽度太宽，会导致时间分辨精度变差，同时，由于受被测者上肢长度限制，上、下游气囊绑带的宽度不可能太宽。
一般情况下，上、下游气囊绑带的宽度范围为1～5厘米；优选地以2～3厘米为宜，在该范围时测量精度及时间分辨精度都适宜。
3、为了保证测量精度，上游气囊绑带尽量靠近肢体靠近躯体的部位，中游气囊绑带的上边缘尽可能与上游气囊绑带的下边缘靠近，最好不要完全连接在一起，否则容易造成上游和中游气囊绑带的相互干扰。
在实际测量时，如果上肢长度允许，可以将上、中、下游气囊绑带同时放置在肘关节以上的上肢部位，也可以将上游和中游气囊绑带放置在肘关节以上的上肢部位，将下游气囊绑带放置在肘关节以下的位置。
当测量下肢时，下游气囊绑带可以绑定在膝关节以下位置。
二、在上游和/或下游信号通道采用电子信号传感器、例如压力传感器或光电传感器的情况下，可以采用绑带支架，用以固定上游、下游的压力传感器或光电传感器，以及中游的气囊绑带。上游、中游和下游的距离以及位置由绑带支架确定，上游电子信号传感器的中心位置，与中游气囊的上边缘间隔距离可以为0到15厘米之间，典型的为1厘米。下游电子信号传感器的中心位置，与中游气囊的下边缘间隔距离可以为0到30厘米之间，典型的为1厘米。
绑带支架上面有固定上游和下游传感器的固定带，实际测量应用时，上游和下游电子信号传感器的固定带的松紧程度合适，以能够将上游和下游电子信号传感器固定在被测肢体的动脉处的体表，使其不能移动，同时不影响血液流动为宜。
与采用三个气囊的传感绑带类似，上游信号通道采用电子信号传感器的传感绑带的上游电子信号传感器尽量靠近肢体靠近躯体的部位，中游气囊绑带的上边缘尽可能与上游电子信号传感器的下边缘靠近，最好不要完全连接在一起，否则容易造成上游和中游信号通道的相互干扰。
在实际测量时，如果上肢长度允许，可以将上、中、下游信号通道同时放置在肘关节以上的上肢部位，也可以将上游和中游信号通道放置在肘关节以上的上肢部位，将下游信号通道放置在肘关节以下的位置，甚至放置于腕部动脉处。
当测量下肢时，下游电子信号传感器可以放置在膝关节以下位置。
在本发明的三通道脉搏波信号传感器中，至少中游信号通道采用充气气囊，并利用绑带固定充气气囊，而上游和中游信号通道不一定采用绑带固定，只需要能够将上游和下游电子信号传感器固定在被测肢体的动脉处的体表，使其不能移动，同时不影响血液流动为宜。换言之，上游、中游和下游信号通道可以是一体的，也可以是分离的；而且，即使它们是一体的，也可以在主体部分间隔一定距离，只依靠连接结构连接，连接结构例如是支架、连接条带等。
为实现本发明目的，本发明提供一种新型无创中心动脉压及其它腔内大动脉压测量方法，其利用三通道脉搏波信号传感器获得脉搏波信号，对应于所测量肢体，该三通道脉搏波信号传感器按照血流方向分为上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道，所述上游信号通道为内置充气气囊的绑带体或为上游电子信号传感器，所述中游信号通道为包括内置充气气囊的绑带体之中游绑带，所述下游信号通道为内置充气气囊的绑带体或为下游电子信号传感器，所测量肢体为上肢或下肢，所述方法包括如下步骤：步骤C：向中游绑带气囊充气，同时采集检测上游与下游信号通道的脉搏波输出信号，直至肱动脉或股动脉血流停止流动，即下游信号通道的脉搏波输出信号为零，记录此时中游绑带的气压值，继续向中游绑带气囊充气，并监测中游绑带气压，直至中游绑带气压大于上述记录的气压值10～100mmHg，停止充气，此时肱动脉或股动脉血流处于完全阻断状态，采集若干个心跳周期的上游通道脉搏波输出信号；步骤D：中游绑带气囊逐渐放气，同时开始同步采集信号放大器的上、中、下信号通道的输出信号；下游信号通道开始逐渐出现脉搏波信号，表明肱动脉或股动脉血流逐渐开始流动，此时肱动脉或股动脉血流处于半阻断状态，在此过程中，采集上、中、下游信号通道的输出信号；而且，通过采集刚开始出现的若干个下游信号通道脉搏波信号，确定上述下游通道脉搏波信号的起跳点时刻，同时测量相对应时刻的中游信号通道气囊内气体压力，获得此时中游信号通道位置肱动脉或股动脉内血液压力，由于在下游通道脉搏波信号的起跳点时刻，此时刻血流速度近似为零，上游通道位置肱动脉或股动脉内血液压力与中游信号通道位置肱动脉或股动脉内血液压力相等，进而得到上游通道位置肱动脉或股动脉内血液压力等于此时刻中游绑带气囊内气体压力；步骤E：在半阻断状态下，记录下游信号通道最开始出现的若干个脉搏波信号幅值，同步记录每一个脉搏中游信号通道气囊的气体压力，两者进行线性拟合，计算下游信号通道脉搏波信号幅值过零点时对应的中游信号通道气囊的气体压力，此即为肱动脉或股动脉收缩压；中游绑带气囊绑带继续放气，测量中游绑带气囊绑带气压波动信号与下游信号通道脉搏波信号的时间延迟，拟合计算出时间延迟从逐渐变小到不变的时间点，此时间点对应的中游气囊气压即为肱动脉或股动脉舒张压，此肱动脉或股动脉舒张压用于计算中心动脉或其它腔内主动脉收缩压；步骤F：依据上述过程中同步采集的上游、下游信号通道的脉搏波信号，中游气囊的气体压力信号，及肱动脉或股动脉舒张压值，计算得到中心动脉或其它腔内主动脉收缩压及舒张压值，测量结束；其中，依据完全阻断状态上述延迟时间点，上游信号通道位置肱动脉或股动脉内血液压力，以及所述步骤C中采集的完全阻断状态若干个心跳周期的上游信号通道脉搏波信号曲线，得到完全阻断状态肱动脉或股动脉内血液压力的最大值，此近似等于中心动脉或其它腔内主动脉收缩压；并且在舒张压点附近，肱动脉或股动脉血流速度近似为零，所以肱动脉或股动脉位置测得的舒张压值，即近似等于中心动脉压或其它腔内主动脉的舒张压。
作为优选方式，在所述步骤D中：将上述处于半阻断状态的中游信号通道气囊气压波动曲线二次求导，找出第1个由正变负的过零点，即血流加速度过零点；通过此时刻上游信号通道信号曲线，及上述半阻断状态下下游信号通道脉搏波信号起跳点时刻的上游信号通道位置肱动脉内血液压力，计算出半阻断状态下，血流加速度过零点时刻上游通道位置肱动脉或股动脉内血液压力；以及针对中游信号通道气囊气压曲线的一个心跳周期，测量半阻断状态脉搏起跳点与血流加速度过零点的延迟时间；在所述完全阻断状态，针对上游信号通道信号曲线的一个心跳周期，确定对应的延迟时间点，即从脉搏起跳点到此点的延迟时间与上述延迟时间相同；所述完全阻断状态下，此延迟时间点上游信号通道位置肱动脉或股动脉内血液压力，近似等于半阻断状态下、于相同延迟时间点、上游信号通道位置肱动脉或股动脉内血液压。
作为优选方式，在测量过程中，保持中游绑带气囊与所要测量的腔内大动脉处于一个水平位置，其中，当测量左胳膊时，所述腔内大动脉是升主动脉；当测量右胳膊时，所述腔内大动脉是无名动脉；而当测量下肢时，所述腔内大动脉是腹主动脉末端。
作为优选方式，中游绑带充气气囊通过管道连接双向气阀，该双向气阀的另一端通过管道与压力传感器、气泵和线性气阀连接，其中，在步骤C中，是通过打开双向气阀，关闭线性气阀，打开气泵，向中游绑带充气；在步骤D中，是通过打开与中游绑带充气气囊连接的双向气阀，逐渐打开线性气阀，使中游绑带逐渐放气。
作为优选方式，所述上游信号通道和所述下游信号通道均为内置充气气囊的绑带体，所述上游信号通道的充气气囊通过管道连接第一双向气阀的一端，同时通过管道连接第一压力传感器；所述中游信号通道的充气气囊通过管道连接第二双向气阀的一端，同时通过管道连接微孔气阀，该微孔气阀通过管道与所述下游信号通道的充气气囊连接；所述下游信号通道的充气气囊通过管道连接第三双向气阀的一端，同时通过管道连接所述第二压力传感器以及所述微孔气阀；三个双向气阀的另一端通过管道连接在一起，并通过管道与所述第三压力传感器、气泵和线性气阀连接，所述第一、第二和第三压力传感器分别通过电线与第一、第二和第三信号放大器连接，其中，在所述步骤C前还包括如下步骤B：打开所述气泵，通过所述上游信号通道的所述双向气阀向所述上游信号通道的充气气囊充气至数十毫米汞柱，此时开始同步采集上游、下游信号通道的脉搏波信号以及所述中游信号通道的充气气囊的气体压力信号，直至测量结束；并且所述步骤C为：打开与所述中游信号通道的充气气囊连接的双向气阀，逐渐打开所述线性气阀，所述中游信号通道的充气气囊逐渐放气，肱动脉或股动脉血流逐渐开始流动，下游信号通道开始出现脉搏波信号，此为半阻断状态；记录下游信号通道最开始出现的若干个脉搏波信号幅值，同步记录每一个脉搏所述中游信号通道的充气气囊的气体压力，两者进行线性拟合，计算与下游信号通道脉搏波信号幅值过零点时对应的所述中游信号通道的充气气囊的气体压力，此即为肱动脉或股动脉收缩压；所述中游信号通道的充气气囊继续放气，测量所述中游信号通道的充气气囊气压波动信号与下游信号通道脉搏波信号的时间延迟，拟合计算出时间延迟从逐渐变小到不变的时间点，此时的所述中游信号通道的充气气囊即为肱动脉或股动脉舒张压。
作为优选方式，在所述步骤B前还包括如下步骤A：打开与所述中游信号通道的充气气囊连接的所述双向气阀，关闭所述线性气阀，打开所述气泵，通过所述双向气阀向所述中游信号通道的充气气囊充气，同时通过所述微孔气阀向所述下游信号通道的充气气囊充气，同时采集检测所述下游信号通道的充气气囊的气压波动信号，直至肱动脉或股动脉血流停止流动，即所述下游信号通道的充气气囊脉搏波信号为零；打开与所述中游信号通道的充气气囊连接的所述双向气阀，逐渐打开所述线性气阀，所述中游信号通道的充气气囊逐渐放气，肱动脉或股动脉血流逐渐开始流动，所述下游信号通道开始出现脉搏波信号，记录所述下游信号通道最开始出现的若干个脉搏波信号幅值，同步记录每一个脉搏所述中游信号通道的充气气囊之气体压力，两者进行线性拟合，计算与下游信号通道脉搏波信号幅值过零点时对应的所述中游信号通道的充气气囊之气体压力，此即为肱动脉或股动脉收缩压；所述中游信号通道的充气气囊继续放气，测量所述中游信号通道的充气气囊气压波动信号与下游信号通道脉搏波信号的时间延迟，拟合计算出时间延迟从逐渐变小到不变的时间点，此时所述中游信号通道的充气气囊气压即为肱动脉或股动脉舒张压；并，所述步骤B中的“通过所述上游信号通道的所述双向气阀向所述上游信号通道的充气气囊充气至数十毫米汞柱”为“通过所述上游信号通道的所述双向气阀向所述上游信号通道的充气气囊充气至所述步骤A中得到的所述肱动脉或股动脉舒张压”。
另一方面，本发明还提供一种三通道脉搏波信号传感器，对应于所测量肢体，该三通道脉搏波信号传感器按照血流方向分为上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道，在测量血压时所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道分别固定于血流方向的上游、中游和下游，所述上游信号通道为内置充气气囊的绑带体或为上游电子信号传感器，所述中游信号通道为包括内置充气气囊的绑带体之中游绑带，所述下游信号通道为内置充气气囊的绑带体或为下游电子信号传感器，其中，所述上游信号通道的内置充气气囊、所述中游信号通道的内置充气气囊、以及所述下游信号通道的内置充气气囊均分别通过导气管与无创血压测量装置的主机的三个对应连接插口对接，所述上游电子信号传感器和下游电子信号传感器分别向无创血压测量装置的主机传送血流上游和下游的脉搏波信号。
作为优选方式，所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道之间的间隔距离按照被测者肢体的长度设计，三个信号通道通过连接结构可以紧密连接形成一个整体，也可以间隔一个距离。
作为优选方式，所述上游信号通道边缘和中游信号通道边缘之间的间隔距离范围为0厘米到15厘米，典型地为1厘米；所述中游信号通道边缘和下游信号通道边缘之间的间隔距离范围为0厘米到30厘米，典型地为1厘米。
作为优选方式，所述中游绑带的充气气囊的宽度由被测者上肢围度即上肢周长决定，该宽度基于柯氏音法血压计袖带之要求与被测者上肢围度成对应关系，并且按照被测者肢体围度决定最小宽度；以及所述上游信号通道的充气气囊和所述下游信号通道的充气气囊的宽度范围均为2～3厘米。
作为优选方式，当测量上肢时，所述下游信号通道的充气气囊可以绑定在肘关节以下的位置；以及当测量下肢时，所述下游信号通道的充气气囊可以绑定在膝关节以下位置。
作为优选方式，所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道应被绑定在同一个被测肢体上，且在使用过程中，所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道相对位置固定不变。
作为优选方式，当至少所述上游信号通道和所述下游信号通道之一为电子信号传感器时，所述电子信号传感器为压力传感器或光电传感器。
作为优选方式，当所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道均为内置充气气囊的绑带体时，所述上游信号通道的绑带体与所述中游信号通道的绑带体固定连接，所述中游信号通道的绑带体与所述下游信号通道的绑带体固定连接，所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道的绑带体固定安装为同一绑带体。
作为优选方式，当至少所述上游信号通道和所述下游信号通道之一为电子信号传感器时，采用绑带支架固定所述上游信号通道和/或下游信号通道的电子信号传感器以及所述中游绑带，所述绑带支架设置有固定所述上游信号通道和/或下游信号通道的电子信号传感器的固定带，上游、中游和下游信号通道的距离以及位置由所述绑带支架确定。
作为优选方式，当至少所述上游信号通道和所述下游信号通道之一为电子信号传感器时，所述电子信号传感器也通过绑带体附着于被测肢体，所述电子信号传感器的绑带体与所述中游绑带的绑带体连接在一起。
作为优选方式，当至少所述上游信号通道和所述下游信号通道之一为电子信号传感器时，所述电子信号传感器与所述中游绑带是分离的。
另一方面，本发明提供还一种新型无创中心动脉压及其它腔内主动脉压测量装置，包括前述的三通道脉搏波信号传感器。
作为优选方式，所述新型无创中心动脉压及其它腔内主动脉压测量装置还包括主机，该主机包括微处理器，其中，所述三通道脉搏波信号传感器的上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道均为包括内置充气气囊的绑带体；所述上游信号通道的气囊通过管道连接第一双向气阀的一端，同时通过管道连接第一压力传感器；所述中游信号通道的气囊通过管道连接第二双向气阀的一端，同时通过管道连接微孔气阀的一端，该微孔气阀的另一端通过管道与所述下游信号通道的气囊连接；所述下游信号通道的气囊通过管道连接第三双向气阀，同时通过管道连接第三压力传感器及所述微孔气阀的另一端；第一、第二和第三双向气阀的另一端通过管道连接在一起，并通过管道与第二压力传感器、气泵和线性气阀连接；第一、第二和第三压力传感器分别通过电线与第一、第二和第三信号放大器连接，第一、第二和第三信号放大器的输出端通过电线与所述微处理器的三个模数转换器(ADC)的输入端连接；所述微处理器通过电线与所述第一、第二和第三双向气阀、所述第一、第二和第三信号压力传感器、所述线性气阀以及所述气泵连接。
作为优选方式，所述新型无创中心动脉压及其它腔内主动脉压测量装置还包括主机，该主机包括微处理器，其中，所述三通道脉搏波信号传感器的上游信号通道为上游电子信号传感器，所述下游信号通道为下游电子信号传感器；所述上游电子信号传感器通过电线与第一信号放大器连接；中游信号通道的气囊通过管道连接双向气阀的一端，该双向气阀的另一端通过管道与压力传感器、气泵和线性气阀连接，所述压力传感器通过电线与第二信号放大器连接；所述下游电子信号传感器通过电线与第三信号放大器连接；第一、第二和第三信号放大器的输出端通过电线与所述微处理器的三个模数转换器(ADC)的输入端连接；所述微处理器通过电线与所述双向气阀、所述信号压力传感器、所述线性气阀以及所述气泵连接。
血液流动及血管的弹性是影响脉搏波形采集的主要因素，本发明测量腔内大动脉压波形时，可以使三通道信号传感器的中游气囊水平位置与人体升主动脉等高，例如将三通道信号传感器固定在左臂上肢部位。此时上游信号通道靠近人体躯干，非常接近人体腔内大动脉，例如升主动脉，使由于血管弹性带来的影响减少到最小。利用中游气囊绑带宽度足够条件下血管内压力与血管外气囊绑带压力的关系，利用脉搏起跳点时刻血流速度等于零的条件下上游、中游血管内血液压力的关系，利用血流加速度为零的条件下完全阻断状态与半主动状态血管内血液压力的关系，得到完全阻断状态下血管内血液压力的最大值，此近似等于腔内大动脉收缩压。此时由于处于完全阻断状态下，最大程度避免了由于血液流动对测量造成的误差。由于在舒张压状态下，血液流速接近为零，腔内大动脉舒张压近似等于肱动脉或股动脉舒张压。
与现有技术相比，本发明能够实现准确测量中心动脉压及其它腔内大动脉压。
附图说明
图1为采用三通道脉搏波信号传感器的中心动脉压测量装置系统框图。
图2为第1种上、下游信号通道采用气囊绑带的三通道脉搏波信号传感器结构示意图。
图3为第2种上、下游信号通道采用气囊绑带的三通道脉搏波信号传感器结构示意图。
图4为第3种上、下游信号通道采用气囊绑带的三通道脉搏波信号传感器结构示意图。
图5为中心动脉压测量装置测量示意图。
图6为三气囊绑带阻断肱动脉血流示意图。
图7为测量过程中各点压力分析示意图。
图8为测量全过程中上、中、下游气囊绑带气压曲线。
图9半阻断时间区域ty内tⅠ时刻上、中、下游气囊绑带气压曲线。
图10半阻断时间区域ty内tⅡ时刻中游气囊绑带气压及其二次导数曲线。
图11完全阻断时间区域tx内tⅢ时刻上游气囊绑带气压曲线。
图12为上、下游信号通道采用压力或光电传感器，中游采用气囊绑带的中心动脉压测量装置系统框图。
图13为第1种上、下游信号通道采用压力或光电传感器的三通道脉搏波信号传感器结构示意图。
图14为第2种上、下游信号通道采用压力或光电传感器的三通道脉搏波信号传感器结构示意图。
图15为第3种上、下游信号通道采用压力或光电传感器的三通道脉搏波信号传感器结构示意图。
图16为采用上、下游信号通道传感器，中游气囊绑带阻断肱动脉血流示意图。
具体实施方式
在下文中，将参照附图描述本发明的新型无创中心动脉压及其它腔内大动脉压检测方法和装置、以及三通道脉搏波信号传感器的实施例。
在此记载的实施例为本发明的特定的具体实施方式，用于说明本发明的构思，均是解释性和示例性的，不应解释为对本发明实施方式及本发明范围的限制。除在此记载的实施例外，本领域技术人员还能够基于本申请权利要求书和说明书所公开的内容采用显而易见的其它技术方案，这些技术方案包括采用对在此记载的实施例的做出任何显而易见的替换和修改的技术方案。
本说明书的附图为示意图，辅助说明本发明的构思，示意性地表示各部分的形状及其相互关系。请注意，为了便于清楚地表现出本发明实施例的各部件的结构，各附图之间不一定按照相同的比例绘制。相同的参考标记用于表示相同的部分。此外，在参照附图进行描述时，为了表述方便，采用了方位词如“上”、“下”、“前”、“后”等，它们并不构成对特征的结构特定地限制。
实施方式一
如图1所示，本发明的新型无创中心动脉压检测装置包括：三通道脉搏波信号传感器中的上游气囊绑带1、中游气囊绑带2和下游气囊绑带3；双向气阀4、5和6；微孔气阀7；线性气阀8；气泵9；压力传感器10、11和12；信号放大器13、14和15；显示器16；键盘17；微处理器18等。在本发明中，微处理器18连接脉搏波信号模数转换器，或脉搏波信号模数转换器直接集成在微处理器18内。其中，本发明的新型无创中心动脉压检测装置主机包括前述的双向气阀4、5和6；微孔气阀7；线性气阀8；气泵9；压力传感器10、11和12；信号放大器13、14和15；以及微处理器18。
在该实施方式中通过测量上肢为例来测量中心动脉压，如图1、5、6和7所示。在图5中，三通道脉搏波信号传感器固定于上肢31，通过测量肱动脉32的脉搏波信号来测量升主动脉33的侧压力、即中心动脉压。在图6中，三通道脉搏波信号传感器的中游气囊绑带2的气囊压迫肱动脉32使血液停止流动，肱动脉32处于阻断状态。在图7中，PC为中心动脉血压，P1为上游信号通道位置肱动脉内血液压力，P2为中游气囊位置肱动脉内血液压力。
参见图2-4，三通道脉搏波信号传感器，按照血流方向分为上游气囊绑带1、中游气囊绑带2和下游气囊绑带3这三个信号通道。测量过程中，中游气囊绑带2在充气时，可以阻断动脉血流。中游气囊绑带2的气囊宽度与传统柯氏音法气囊相同，由被测者上肢围度即上肢周长决定，按照被测者肢体围度决定最小宽度。宽度与被测者上肢围度的对应关系，与柯氏音法血压计绑带要求相同。当被测者上肢围度较大时，中游气囊绑带2的宽度也相应加大，当被测者上肢围度较小时，中游气囊绑带2的宽度也相应减小。中游气囊绑带2的宽度一般可以分为大号、中号和小号，至少要有两个型号。
上游气囊绑带1、中游气囊绑带2和下游气囊绑带3这三个信号通道的气囊绑带间隔距离，按照被测者肢体的长度设计，例如可以分为大号、中号和小号三个型号。根据使用需要，三个信号通道可以紧密连接形成一个整体，也可以间隔一个距离。如图2、3、4所示，上游气囊绑带1与中游气囊绑带2之间的间隔距离可以为0到15厘米之间，中游气囊绑带2和下游气囊绑带3之间的间隔距离可以为0到30厘米之间。
上游气囊绑带1通过管道连接双向气阀4，同时通过管道连接压力传感器10。
中游气囊绑带2通过管道连接双向气阀5，同时通过管道连接微孔气阀7，微孔气阀7另一端通过管道与下游气囊绑带3连接。
下游气囊绑带3通过管道连接双向气阀6，同时通过管道连接压力传感器11及微孔气阀7另一端。
三个双向气阀4、5和6的另一端通过管道连接在一起，并通过管道与压力传感器12、气泵9和线性气阀8连接。
三个压力传感器10、11和12分别通过电线与信号放大器14、15和13连接，信号放大器14、15和13输出端通过电线与微处理器18的三个模数转换器(ADC)输入端连接。经过标准压力计的标定及微处理器的计算处理，可以由三个压力传感器10、11和12输出信号，得到上、中、下三个气囊绑带1、2和3的实际压力值。
微处理器18与显示器16及键盘17连接，微处理器18同时通过电线与三个双向气阀4、5和6，三个信号压力传感器10、11和12，线性气阀8及气泵9连接。
上游信号通道的内置充气气囊、中游信号通道的内置充气气囊、以及下游信号通道的内置充气气囊均分别通过导气管34与新型无创中心动脉压检测装置主机的三个对应连接插口对接。
测量过程如下：
第一步：打开双向气阀5，关闭双向气阀4和6，关闭线性气阀8，打开气泵9，向中游气囊绑带2充气，同时采集检测与下游气囊绑带3连接的压力传感器11的输出信号，直至肱动脉32的血流停止流动，即压力传感器11输出的脉搏波信号为零，关闭气泵9。逐渐打开线性气阀8，中游气囊绑带2逐渐放气，采集检测与下游气囊绑带3连接的压力传感器11的输出信号，开始逐渐出现脉搏波信号，表明肱动脉血流从阻断状态，逐渐开始流动。在此过程中，采集压力传感器12和11的输出信号，可获得中游气囊绑带2的气体压力值及下游气囊绑带3的脉搏波信号幅值。把下游气囊绑带3最开始出现的若干个脉搏波信号幅值与对应脉搏中游气囊绑带2的气体压力进行线性拟合，计算下游信号通道脉搏波信号幅值为零时对应的中游气囊绑带2的气体压力，此即为肱动脉收缩压。继续逐渐打开线性气阀8，中游气囊绑带2继续放气，在此过程中，采集压力传感器12和11的输出信号，可获得中游气囊绑带2的气体压力变化曲线及下游气囊绑带3的脉搏波信号曲线，测量上述两个曲线的起跳点时间延迟，找出时间延迟从逐渐变小到不变的拐点，此即为肱动脉舒张压。
第二步：打开双向气阀4、5和6，打开线性气阀8，使三个通道的气囊绑带1、2和3放气至环境压力。关闭双向气阀5和6，打开双向气阀4，打开气泵9，向上游气囊绑带1充气，同时采集压力传感器10的输出信号，用于测量上游气囊绑带1气压。按照第三步测量得到的肱动脉舒张压值，将上游气囊绑带1加压至肱动脉舒张压左右，然后关闭双向气阀4，关闭气泵9。此时开始同步采集压力传感器10、12和11的输出信号，直至测量结束。
第三步：关闭双向气阀4和6，打开双向气阀5，打开气泵9，通过双向气阀5向中游气囊绑带2充气，同时通过微孔气阀7向下游气囊绑带3充气，在此过程中，同时采集压力传感器12的输出信号，用于监测中游气囊绑带2气压，直至中游气囊绑带2气压大于第二步测得的肱动脉收缩压数十毫米汞柱，典型的如10～100mmHg。关闭气泵9，停止向中游气囊绑带2充气。
第四步：关闭气泵9，并等待若干个心跳周期。
第五步：逐渐打开线性气阀8，中游气囊绑带2逐渐放气，采集检测与下游气囊绑带3连接的压力传感器11的输出信号，开始逐渐出现脉搏波信号，表明肱动脉血流从阻断状态，逐渐开始流动。在此过程中，采集压力传感器12和11的输出信号，可获得中游气囊绑带2的气体压力值及下游气囊绑带3的脉搏波信号幅值。把下游气囊绑带3最开始出现的若干个脉搏波信号幅值与对应脉搏中游气囊绑带2的气体压力进行线性拟合，计算下游信号通道脉搏波信号幅值为零时对应的中游气囊绑带2的气体压力，此即为肱动脉收缩压。继续逐渐打开线性气阀8，中游气囊绑带2继续放气，在此过程中，采集压力传感器12和11的输出信号，可获得中游气囊绑带2的气体压力变化曲线及下游气囊绑带3的脉搏波信号曲线，测量上述两个曲线的起跳点时间延迟，找出时间延迟从逐渐变小到不变的拐点，此即为肱动脉舒张压。此肱动脉舒张压，用于计算中心动脉收缩压。
第六步：依据上述方法采集到的各时刻压力传感器10、12和11输出信号，分别代表上游、中游和下游三通道气囊绑带1、2和3的各时刻的压力数据。
下面结合附图，说明计算中心动脉压的方法。
图8为测量全过程上、中、下游气囊绑带1、2和3气压曲线，tx称为完全阻断时间区域，此时间区域中，中游气囊绑带2充气压力远远大于肱动脉收缩压，肱动脉血流被完全阻断。ty称为半阻断时间区域，此时间区域中，中游气囊绑带2充气阻断肱动脉血流后逐渐放气，直至下游信号传感器11开始产生若干个血液流动信号。图9半阻断时间区域ty内tⅠ时刻上、中、下游气囊绑带气压曲线。图10半阻断时间区域ty内tⅡ时刻中游气囊绑带气压及其二次导数曲线。图11完全阻断时间区域tx内tⅢ时刻上游气囊绑带气压曲线。
在图8-11中，A为下游气囊绑带3气压曲线，B为中游气囊绑带2气压曲线，C为上游气囊绑带1在半阻断时间区域ty气压曲线，D为中游气囊绑带2的气压曲线B求二次导数后的血流加速度曲线。E为上游气囊绑带1在完全阻断时间区域tx气压曲线。
具体计算步骤如下：
第一个步骤：如图9所示，通过测量半阻断时间区域ty内，找出下游气囊绑带3气压曲线A在某一个心跳周期的起跳点时刻tⅠ，根据tⅠ时刻的中游阻断气囊内气体压力H2Ⅰ，获得tⅠ时刻肱动脉内血液压力P2Ⅰ。
P2Ⅰ＝H2Ⅰ...............(1)
第二个步骤：由tⅠ时刻的中游气囊位置肱动脉内血液压力P2Ⅰ，计算tⅠ时刻上游信号通道位置血液对肱动脉血管的侧压力P1Ⅰ。
P1Ⅰ＝H2Ⅰ....................⑸
第三个步骤：如图10所示，根据中游气囊绑带2气压曲线B，求二次导数获得血流加速度曲线D，找出加速度曲线中第1个从正转负的过零点，确定tⅡ时刻。通过tⅠ时刻上游通道位置压力曲线及tⅠ时刻上游通道位置肱动脉内血液压力P1Ⅰ，计算tⅡ时刻上游通道位置肱动脉内血液压力P1Ⅱ。
第四个步骤：如图11所示，测量半阻断时间区域ty某一个脉搏周期，脉搏起跳点至tⅡ时刻的时间长度Δt，在完全阻断时间区域tx某一个脉搏周期，从脉搏起跳点同样延迟时间长度Δt，确定tⅢ时刻。由处于半阻断时间区域ty，tⅡ时刻上游信号通道位置肱动脉内血液压力P1Ⅱ，计算得到处于完全阻断时间区域tx，tⅢ时刻上游信号通道位置肱动脉内血液压力P1Ⅲ。
P1Ⅲ＝P1Ⅱ.......................⑿
第五个步骤：通过tⅢ时刻上游信号通道位置压力曲线E及tⅢ时刻上游信号通道位置肱动脉内血液压力P1Ⅲ，计算上游信号通道位置肱动脉内血液压力的最大值P1s，近似获得中心动脉收缩压。
Pcs＝P1s......................(15)
实施方式二
与实施方式一相比，实施方式二将实施方式中的上、下游气囊绑带其中一个或两个更换为电子信号传感器。作为举例，本实施方式中将上、下游气囊绑带同时更换为压力或光电传感器。如图12所示，本发明的新型无创中心动脉压检测装置包括：上游电子信号传感器21；中游气囊绑带2；下游电子信号传感器23；双向气阀5；线性气阀8；气泵9；压力传感器12；信号放大器13、14和15；显示器16；键盘17；以及微处理器18等。在本发明中，微处理器18连接脉搏波信号模数转换器，或脉搏波信号模数转换器直接集成在微处理器18内。其中，本发明的新型无创中心动脉压检测装置主机包括前述的双向气阀4、5和6；线性气阀8；气泵9；压力传感器10、11和12；信号放大器13、14和15；以及微处理器18。
上、下游为压力传感器的气囊绑带结构图如图13、14和15所示。三个信号通道按照血流方向分为上游电子信号传感器21、中游气囊绑带2和下游电子信号传感器23。测量过程中，中游通道气囊绑带2在充气时，可以阻断动脉血流。中游通道气囊绑带2的气囊宽度与传统柯氏音法气囊相同，按照被测者肢体围度决定最小宽度，例如可以分为大号、中号和小号三个型号。上游电子信号传感器21、中游气囊绑带2和下游电子信号传感器23三个信号通道的间隔距离，按照被测者肢体的长度设计。根据使用需要三个通道可以紧密连接形成一个整体，也可以间隔一个距离。如图13、14和15所示，上游电子信号传感器21与中游气囊绑带2之间的间隔距离可以为0到15厘米之间，中游气囊绑带2和下游电子信号传感器23之间的间隔距离可以为0到30厘米之间。
图16为实施方式二的中游气囊绑带阻断肱动脉血流示意图。中游气囊绑带2的气囊压迫上肢31的肱动脉32使血液停止流动，肱动脉32处于阻断状态。上游电子信号传感器21和下游电子信号传感器23贴附于上肢31的皮肤上，图中示出了上游电子信号传感器21和下游电子信号传感器23通过固定结构例如绑带体固定于上肢31。上游电子信号传感器21和下游电子信号传感器23可通过绑带支架与中游气囊绑带2连接为一体。
上游电子信号传感器21通过电线与信号放大器14连接，下游电子信号传感器23通过电线与信号放大器15连接，中游气囊绑带2通过管道连接双向气阀5，双向气阀5的另一端通过管道与压力传感器12、气泵9和线性气阀8连接。
信号放大器13、14和15的输出端通过电线与微处理器18的三个模数转换器(ADC)输入端连接。经过标准压力计的标定及微处理器的计算处理，可以由三个压力传感器10、11和12输出信号，得到上、中、下三个气囊绑带1、2和3的实际压力值。
微处理器18与显示器16及键盘17连接，微处理器18同时通过电线与双向气阀5、压力传感器12、线性气阀8及气泵9连接。
上游信号通道的内置充气气囊通过导气管34与新型无创中心动脉压检测装置主机的一个对应连接插口对接，而上游信号通道的压力传感器以及所述下游信号通道的压力传感器均分别通过信号连接线36与新型无创中心动脉压检测装置主机的两个对应连接插口对接。
测量过程如下：
第一步：打开双向气阀5，关闭线性气阀8，打开气泵9向中游气囊绑带2充气，同时采集检测与下游电子信号传感器23连接的信号放大器15的输出信号，直至肱动脉血流停止流动，即信号放大器15的输出信号为零，记录此时中游气囊绑带2的气压值。继续打开双向气阀5，打开线性气阀8，在此过程中，同时采集压力传感器12的输出信号，用于监测中游气囊绑带2气压，直至中游气囊绑带2气压大于上述记录的气压值数十毫米汞柱，典型的如10～100mmHg，此时间区域为完全阻断区域tx。关闭气泵9，停止向中游气囊绑带2充气。
第二步：逐渐打开线性气阀8，中游气囊绑带2逐渐放气，同时开始同步采集信号放大器13、14和15的输出信号，中游气囊绑带2逐渐放气。采集检测信号放大器15的输出信号，开始逐渐出现脉搏波信号，表明肱动脉血流从阻断状态，逐渐开始流动，此时间区域为半阻断区域ty。在此过程中，采集检测信号放大器13、15的输出信号，可获得中游气囊绑带2的气体压力值及下游电子信号传感器23的脉搏波信号幅值。把下游电子信号传感器23最开始出现的若干个脉搏波信号幅值与对应脉搏中游气囊绑带2的气体压力进行线性拟合，计算脉搏波信号幅值为零时对应的中游气囊绑带2的气体压力，此即为肱动脉收缩压。
第三步：继续逐渐打开线性气阀8，中游气囊绑带2继续放气，在此过程中，采集检测信号放大器13、15的输出信号，可获得中游气囊绑带2及下游电子信号传感器23的脉搏波信号曲线，测量上述两个曲线的起跳点时间延迟，找出时间延迟从逐渐变小到不变的拐点，此即为肱动脉舒张压。
第四步：继续逐渐打开线性气阀8，双向气阀5，使中游气囊绑带2逐渐放气至环境压力，测量结束。
在本实施例中，同样可以获得图8测量全过程的与上、下游通道信号传感器21和23对应的上、下游信号通道以及中游气囊绑带2的气压曲线。通过计算获得中心动脉压的方法，与实施方式一相同。
实施方式三
参见对实施方式一和二的描述可知，本发明的新型无创中心动脉压测量装置包括本发明的三通道脉搏波信号传感器。
参见图1-7和12-16，本发明的三通道脉搏波信号传感器按照血流方向分为上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道，所述上游信号通道为内置充气气囊的绑带体35或为附着有电子信号传感器的绑带体35，所述中游信号通道为内置充气气囊的绑带体35，所述下游信号通道为内置充气气囊的绑带体35或为附着有电子信号传感器的绑带体35，其中，所述上游信号通道的内置充气气囊、所述中游信号通道的内置充气气囊、以及所述下游信号通道的内置充气气囊均分别通过导气管与新型无创中心动脉压检测装置主机的三个对应连接插口对接，而所述上游信号通道的电子信号传感器以及所述下游信号通道的电子信号传感器均分别通过信号连接线与新型无创中心动脉压检测装置主机的两个对应连接插口对接。
在此要说明的是：上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道是按照肢体血流方向划分的，中游信号通道是设置于测量上肢肱动脉信号或下肢股动脉信号之处，而上游信号通道和下游信号通道则是分别处于中游信号通道的血流上游和下游，用于探测脉搏波信号，它们的位置以能够实现本发明目的为准，可以由本领域技术人员根据需要来设定。本发明关于上游信号通道和下游信号通道的位置由前面的描述可知可以给出优选的位置，但并不将其位置限定为这些优选的位置。例如，下游信号通道可以设置于腕部脉搏处，例如手腕动脉处。
更具体地，参见图1-7，本发明的三通道脉搏波信号传感器的上、中、下游信号通道均采用气囊绑带，包括上游气囊绑带1、中游气囊绑带2、下游气囊绑带3、导气管34、以及绑带体35等。上游气囊绑带1、中游气囊绑带2和下游气囊绑带3的充气气囊分别连接一个导气管4，这三个导气管4分别与新型无创中心动脉压检测装置主机的三个对应连接插口对接。
上游气囊绑带1、中游气囊绑带2和下游气囊绑带3这三个信号通道的间隔距离，按照被测者肢体的长度设计，例如可以分为大号、中号和小号三个型号。根据使用需要，三个信号通道可以紧密连接形成一个整体，也可以间隔一个距离固定连接。上游气囊绑带1与中游气囊绑带2，间隔距离可以为0厘米到15厘米之间，中游气囊绑带2和下游气囊绑带3，间隔距离可以为0厘米到30厘米之间。
当测量上肢时，下游气囊绑带3可以绑定在肘关节以下位置；当测量下肢时，下游气囊绑带3可以绑定在膝关节以下位置。
上、下游气囊绑带的宽度，不宜太窄，也不宜太宽。上、下游气囊绑带的宽度太窄，会导致输出的压力信号太小，影响测量精度，上、下游气囊绑带的宽度太宽，会导致时间分辨精度变差，同时，由于受被测者肢体长度限制，上、下游气囊绑带的宽度不可能太宽。一般情况下，上、下游气囊绑带的宽度以2～3厘米为宜。
为了保证测量精度，上游气囊绑带1宜尽量向上肢靠近躯体的部位靠近，中游气囊绑带2的上边缘尽可能与上游气囊绑带1的下边缘靠近，最好不要完全连接在一起，否则容易造成上游和中游气囊绑带的相互干扰。
在实际测量时，如果上肢长度允许，可以将上、中、下游气囊绑带同时放置在肘关节以上的上肢部位，也可以将上游和中游气囊绑带放置在肘关节以上的上肢部位，将下游气囊绑带3放置在肘关节以下的位置。
中游气囊绑带2在充气时，可以阻断动脉血流。中游气囊绑带2的气囊宽度与传统柯氏音法气囊绑带相同，按照被测者肢体围度决定最小宽度。
上游气囊绑带1与中游气囊绑带2绑定连接，所述中游气囊绑带2与所述下游气囊绑带3固定连接，从而上、中、下游气囊固定安装在同一绑带体35上。在使用时，绑定在同一个被测肢体上，且在使用过程中，上、中、下游气囊相对位置固定不变。
再参见如图12-16所示的本发明三通道脉搏波信号传感器示例，与图1-7所示的示例相比，该示例的三通道脉搏波信号传感器在上下游信号通道采用电子信号传感器，电子信号传感器例如为压力传感器或光电传感器；中游信号通道采用气囊绑带。该示例的三通道脉搏波信号传感器包括上游电子信号传感器绑带21、中游气囊绑带2、下游电子信号传感器绑带23、导气管34、以及绑带体35等。
上游电子信号传感器绑带21包括上游电子信号传感器，下游电子信号传感器绑带23包括下游电子信号传感器，电子信号传感器例如为压力传感器或光电传感器，在此要说明的是：在图12中，为了简明起见，图12中的上游电子信号传感器绑带21和下游电子信号传感器绑带23均只是示意性地示出电子信号传感器，而没有示出电子信号传感器所需要的绑带体。体表肌肉由于血管内压力的变化，皮肤是有微小起伏的，所以，测量血压时需要作为束缚机构的绑带体来将电子信号传感器以一定的压力束缚在皮肤表面，以达到准确测量血压之目的。
中游气囊绑带2的充气气囊连接一个导气管34，该导气管34与新型无创中心动脉压检测装置主机的一个对应连接插口对接，而上游电子信号传感器绑带21和下游电子信号传感器绑带23的电子信号传感器分别通过信号连接线36与新型无创中心动脉压检测装置主机的两个对应连接插口对接。
上游电子信号传感器绑带21、中游气囊绑带2、下游电子信号传感器绑带23这三个信号通道的间隔距离，按照被测者肢体的长度设计，例如可以分为大号、中号和小号三个型号。根据使用需要，三个信号通道可以紧密连接形成一个整体，也可以间隔一个距离固定连接。上游电子信号传感器绑带21与中游气囊绑带2边缘的间隔距离可以为0到25厘米之间，优选0到15厘米之间，例如1、2、5、10厘米等；中游气囊绑带2和下游电子信号传感器绑带23边缘的间隔距离可以为0到30厘米之间。
中游气囊绑带2在充气时，可以阻断动脉血流。中游气囊绑带2的气囊宽度与传统柯氏音法气囊相同，按照被测者肢体围度决定最小宽度。
上游电子信号传感器绑带21与中游气囊绑带2绑定连接，中游气囊绑带2与下游电子信号传感器绑带23固定连接，从而上、中、下游信号通道为固定安装在同一绑带体上。在使用时，绑定在同一个被测肢体上，且在使用过程中，上、中、下游信号通道相对位置固定不变。
在上游和下游采用电子信号传感器、例如压力传感器或光电传感器的情况下，可以采用绑带支架，用以固定上游、下游的压力传感器或光电传感器、以及中游的气囊绑带。上游、中游和下游信号通道的距离以及位置由绑带支架确定，上游电子信号传感器的边缘位置与中游气囊的上边缘间隔距离可以为0到15厘米之间，典型的为1厘米。下游电子信号传感器的边缘位置与中游气囊的下边缘间隔距离可以为0到30厘米之间，典型的为1厘米。
绑带支架上面有固定上游和下游传感器的固定带，实际测量应用时，上游和下游传感器的固定带的松紧程度合适，以能够将上游和下游传感器固定在被测肢体上肱动脉处的体表，使其不能移动且同时不影响血液流动为宜。
在此要说明的是，本申请的具体实施方式中对于本发明的新型无创中心动脉压测量装置和三通道脉搏波信号传感器只说明了如图1和12所示的两种结构，然而，实际上，本发明的新型无创中心动脉压测量装置和三通道脉搏波信号传感器均可以为上游信号通道和下游信号通道之一采用电子信号传感器的结构，这时，采用电子信号传感器的信号通道直接用电线与信号放大器连接，在此情况下，本领域技术人员可以根据本申请的前述说明来显而易见设计三个信号通道与微处理器之间的结构。
而且，本发明既可应用于测量上肢，也可应用于测量下肢。通过上肢测量血压时，所得到的血压值是升主动脉压或无名动脉压。在通过下肢测量血压时，所得到的血压值是腹主动脉压，更具体地说是腹主动脉末端的血压，宜以平躺的方式进行测量操作，从而使中游气囊的位置与腹主动脉基本处于同一高度。
以上内容是结合具体的优选实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下做出若干等同替代或明显变型，而且性能或用途相同，都应当视为属于本发明由所提交的权利要求书确定的专利保护范围。

Claims (20)

1.一种新型无创中心动脉压及其它腔内大动脉压测量方法，其利用三通道脉搏波信号传感器获得脉搏波信号，对应于所测量肢体，该三通道脉搏波信号传感器按照血流方向分为上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道，所述上游信号通道为内置充气气囊的绑带体或为上游电子信号传感器，所述中游信号通道为包括内置充气气囊的绑带体之中游绑带，所述下游信号通道为内置充气气囊的绑带体或为下游电子信号传感器，所测量肢体为上肢或下肢，所述方法包括如下步骤：
步骤C：向中游绑带气囊充气，同时采集检测上游与下游信号通道的脉搏波输出信号，直至肱动脉或股动脉血流停止流动，即下游信号通道的脉搏波输出信号为零，记录此时中游绑带的气压值，继续向中游绑带气囊充气，并监测中游绑带气压，直至中游绑带气压大于上述记录的气压值10～100mmHg，停止充气，此时肱动脉或股动脉血流处于完全阻断状态，采集若干个心跳周期的上游通道脉搏波输出信号；
步骤D：中游绑带气囊逐渐放气，同时开始同步采集信号放大器的上、中、下信号通道的输出信号；下游信号通道开始逐渐出现脉搏波信号，表明肱动脉或股动脉血流逐渐开始流动，此时肱动脉或股动脉血流处于半阻断状态，在此过程中，采集上、中、下游信号通道的输出信号；而且，通过采集刚开始出现的若干个下游信号通道脉搏波信号，确定上述下游通道脉搏波信号的起跳点时刻，同时测量相对应时刻的中游信号通道气囊内气体压力，获得此时中游信号通道位置肱动脉或股动脉内血液压力，由于在下游通道脉搏波信号的起跳点时刻，此时刻血流速度近似为零，上游通道位置肱动脉或股动脉内血液压力与中游信号通道位置肱动脉或股动脉内血液压力相等，进而得到上游通道位置肱动脉或股动脉内血液压力等于此时刻中游绑带气囊内气体压力；
步骤E：在半阻断状态下，记录下游信号通道最开始出现的若干个脉搏波信号幅值，同步记录每一个脉搏中游信号通道气囊的气体压力，两者进行线性拟合，计算下游信号通道脉搏波信号幅值过零点时对应的中游信号通道气囊的气体压力，此即为肱动脉或股动脉收缩压；中游绑带气囊绑带继续放气，测量中游绑带气囊绑带气压波动信号与下游信号通道脉搏波信号的时间延迟，拟合计算出时间延迟从逐渐变小到不变的时间点，此时间点对应的中游气囊气压即为肱动脉或股动脉舒张压，此肱动脉或股动脉舒张压用于计算中心动脉或其它腔内主动脉收缩压；
步骤F：依据上述过程中同步采集的上游、下游信号通道的脉搏波信号，中游气囊的气体压力信号，及肱动脉或股动脉舒张压值，计算得到中心动脉或其它腔内主动脉收缩压及舒张压值，测量结束；
其中，
依据完全阻断状态上述延迟时间点，上游信号通道位置肱动脉或股动脉内血液压力，以及所述步骤C中采集的完全阻断状态若干个心跳周期的上游信号通道脉搏波信号曲线，得到完全阻断状态肱动脉或股动脉内血液压力的最大值，此近似等于中心动脉或其它腔内主动脉收缩压；并且
在舒张压点附近，肱动脉或股动脉血流速度近似为零，所以肱动脉或股动脉位置测得的舒张压值，即近似等于中心动脉压或其它腔内主动脉的舒张压。
2.如权利要求1所述的方法，在所述步骤D中：
将上述处于半阻断状态的中游信号通道气囊气压波动曲线二次求导，找出第1个由正变负的过零点，即血流加速度过零点；通过此时刻上游信号通道信号曲线，及上述半阻断状态下下游信号通道脉搏波信号起跳点时刻的上游信号通道位置肱动脉内血液压力，计算出半阻断状态下，血流加速度过零点时刻上游通道位置肱动脉或股动脉内血液压力；以及
针对中游信号通道气囊气压曲线的一个心跳周期，测量半阻断状态脉搏起跳点与血流加速度过零点的延迟时间；在所述完全阻断状态，针对上游信号通道信号曲线的一个心跳周期，确定对应的延迟时间点，即从脉搏起跳点到此点的延迟时间与上述延迟时间相同；所述完全阻断状态下，此延迟时间点上游信号通道位置肱动脉或股动脉内血液压力，近似等于半阻断状态下、于相同延迟时间点、上游信号通道位置肱动脉或股动脉内血液压。
3.如权利要求1所述的方法，在测量过程中，保持中游绑带气囊与所要测量的腔内大动脉处于一个水平位置，其中，当测量左胳膊时，所述腔内大动脉是升主动脉；当测量右胳膊时，所述腔内大动脉是无名动脉；而当测量下肢时，所述腔内大动脉是腹主动脉末端。
4.如权利要求1-3中任一项所述的一种新型无创中心动脉压测量方法，中游绑带充气气囊通过管道连接双向气阀，该双向气阀的另一端通过管道与压力传感器、气泵和线性气阀连接，其中，在步骤C中，是通过打开双向气阀，关闭线性气阀，打开气泵，向中游绑带充气；在步骤D中，是通过打开与中游绑带充气气囊连接的双向气阀，逐渐打开线性气阀，使中游绑带逐渐放气。
5.如权利要求1-3中任一项所述的一种新型无创中心动脉压测量方法，所述上游信号通道和所述下游信号通道均为内置充气气囊的绑带体，所述上游信号通道的充气气囊通过管道连接第一双向气阀的一端，同时通过管道连接第一压力传感器；所述中游信号通道的充气气囊通过管道连接第二双向气阀的一端，同时通过管道连接微孔气阀，该微孔气阀通过管道与所述下游信号通道的充气气囊连接；所述下游信号通道的充气气囊通过管道连接第三双向气阀的一端，同时通过管道连接所述第二压力传感器以及所述微孔气阀；三个双向气阀的另一端通过管道连接在一起，并通过管道与所述第三压力传感器、气泵和线性气阀连接，所述第一、第二和第三压力传感器分别通过电线与第一、第二和第三信号放大器连接，其中，
在所述步骤C前还包括如下步骤B：打开所述气泵，通过所述上游信号通道的所述双向气阀向所述上游信号通道的充气气囊充气至数十毫米汞柱，此时开始同步采集上游、下游信号通道的脉搏波信号以及所述中游信号通道的充气气囊的气体压力信号，直至测量结束；并且
所述步骤C为：打开与所述中游信号通道的充气气囊连接的双向气阀，逐渐打开所述线性气阀，所述中游信号通道的充气气囊逐渐放气，肱动脉或股动脉血流逐渐开始流动，下游信号通道开始出现脉搏波信号，此为半阻断状态；记录下游信号通道最开始出现的若干个脉搏波信号幅值，同步记录每一个脉搏所述中游信号通道的充气气囊的气体压力，两者进行线性拟合，计算与下游信号通道脉搏波信号幅值过零点时对应的所述中游信号通道的充气气囊的气体压力，此即为肱动脉或股动脉收缩压；所述中游信号通道的充气气囊继续放气，测量所述中游信号通道的充气气囊气压波动信号与下游信号通道脉搏波信号的时间延迟，拟合计算出时间延迟从逐渐变小到不变的时间点，此时的所述中游信号通道的充气气囊即为肱动脉或股动脉舒张压。
6.如权利要求5所述的一种新型无创中心动脉压测量方法，在所述步骤B前还包括如下步骤A：打开与所述中游信号通道的充气气囊连接的所述双向气阀，关闭所述线性气阀，打开所述气泵，通过所述双向气阀向所述中游信号通道的充气气囊充气，同时通过所述微孔气阀向所述下游信号通道的充气气囊充气，同时采集检测所述下游信号通道的充气气囊的气压波动信号，直至肱动脉或股动脉血流停止流动，即所述下游信号通道的充气气囊脉搏波信号为零；打开与所述中游信号通道的充气气囊连接的所述双向气阀，逐渐打开所述线性气阀，所述中游信号通道的充气气囊逐渐放气，肱动脉或股动脉血流逐渐开始流动，所述下游信号通道开始出现脉搏波信号，记录所述下游信号通道最开始出现的若干个脉搏波信号幅值，同步记录每一个脉搏所述中游信号通道的充气气囊之气体压力，两者进行线性拟合，计算与下游信号通道脉搏波信号幅值过零点时对应的所述中游信号通道的充气气囊之气体压力，此即为肱动脉或股动脉收缩压；所述中游信号通道的充气气囊继续放气，测量所述中游信号通道的充气气囊气压波动信号与下游信号通道脉搏波信号的时间延迟，拟合计算出时间延迟从逐渐变小到不变的时间点，此时所述中游信号通道的充气气囊气压即为肱动脉或股动脉舒张压；并且
所述步骤B中的“通过所述上游信号通道的所述双向气阀向所述上游信号通道的充气气囊充气至数十毫米汞柱”为“通过所述上游信号通道的所述双向气阀向所述上游信号通道的充气气囊充气至所述步骤A中得到的所述肱动脉或股动脉舒张压”。
7.一种三通道脉搏波信号传感器，对应于所测量肢体，该三通道脉搏波信号传感器按照血流方向分为上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道，在测量血压时所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道分别固定于血流方向的上游、中游和下游，所述上游信号通道为内置充气气囊的绑带体或为上游电子信号传感器，所述中游信号通道为包括内置充气气囊的绑带体之中游绑带，所述下游信号通道为内置充气气囊的绑带体或为下游电子信号传感器，其中，所述上游信号通道的内置充气气囊、所述中游信号通道的内置充气气囊、以及所述下游信号通道的内置充气气囊均分别通过导气管与无创血压测量装置的主机对接，从而传递血管压力信号；所述上游电子信号传感器和下游电子信号传感器分别向无创血压测量装置的主机传送血流上游和下游的脉搏波信号。
8.如权利要求7所述的三通道脉搏波信号传感器，其中，所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道之间的间隔距离按照被测者肢体的长度设计，三个信号通道通过连接结构可以紧密连接形成一个整体，也可以间隔一个距离。
9.如权利要求7所述的三通道脉搏波信号传感器，其中,所述上游信号通道边缘和中游信号通道边缘之间的间隔距离范围为0厘米到15厘米，典型地为1厘米；所述中游信号通道边缘和下游信号通道边缘之间的间隔距离范围为0厘米到30厘米，典型地为1厘米。
10.如权利要求7所述的三通道脉搏波信号传感器，其中，所述中游绑带的充气气囊的宽度由被测者上肢围度即上肢周长决定，该宽度基于柯氏音法血压计袖带之要求与被测者上肢围度成对应关系，并且按照被测者肢体围度决定最小宽度；以及
所述上游信号通道的充气气囊和所述下游信号通道的充气气囊的宽度范围均为2～3厘米。
11.如权利要求7所述的三通道脉搏波信号传感器，其中，当测量上肢时，所述下游信号通道的充气气囊可以绑定在肘关节以下的位置；以及
当测量下肢时，所述下游信号通道的充气气囊可以绑定在膝关节以下位置。
12.如权利要求7所述的三通道脉搏波信号传感器，其中，所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道应被绑定在同一个被测肢体上，且在使用过程中，所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道相对位置固定不变。
13.如权利要求7所述的三通道脉搏波信号传感器，其中,当至少所述上游信号通道和所述下游信号通道之一为电子信号传感器时，所述电子信号传感器为压力传感器或光电传感器。
14.如权利要求7-12中任一项所述的三通道脉搏波信号传感器，其中,当所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道均为内置充气气囊的绑带体时，所述上游信号通道的绑带体与所述中游信号通道的绑带体固定连接，所述中游信号通道的绑带体与所述下游信号通道的绑带体固定连接，所述上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道的绑带体固定安装为同一绑带体。
15.如权利要求7-9、12和13中任一项所述的三通道脉搏波信号传感器，其中，当至少所述上游信号通道和所述下游信号通道之一为电子信号传感器时，采用绑带支架固定所述上游信号通道和/或下游信号通道的电子信号传感器以及所述中游绑带，所述绑带支架设置有固定所述上游信号通道和/或下游信号通道的电子信号传感器的固定带，上游、中游和下游信号通道的距离以及位置由所述绑带支架确定。
16.如权利要求7-9、12和13中任一项所述的三通道脉搏波信号传感器，其中，当至少所述上游信号通道和所述下游信号通道之一为电子信号传感器时，所述电子信号传感器也通过绑带体附着于被测肢体，所述电子信号传感器的绑带体与所述中游绑带的绑带体连接在一起。
17.如权利要求7-9、12和13中任一项所述的三通道脉搏波信号传感器，其中，当至少所述上游信号通道和所述下游信号通道之一为电子信号传感器时，所述电子信号传感器与所述中游绑带是分离的。
18.一种新型无创中心动脉压及其它腔内大动脉压测量装置，包括权利要求7-17中任一项所述的三通道脉搏波信号传感器。
19.如权利要求18所述的新型无创中心动脉压测量装置，还包括主机，该主机包括微处理器，其中，
所述三通道脉搏波信号传感器的上游信号通道、中游信号通道和下游信号通道均为包括内置充气气囊的绑带体；
所述上游信号通道的气囊通过管道连接第一双向气阀的一端，同时通过管道连接第一压力传感器；
所述中游信号通道的气囊通过管道连接第二双向气阀的一端，同时通过管道连接微孔气阀的一端，该微孔气阀的另一端通过管道与所述下游信号通道的气囊连接；
所述下游信号通道的气囊通过管道连接第三双向气阀，同时通过管道连接第三压力传感器及所述微孔气阀的另一端；
第一、第二和第三双向气阀的另一端通过管道连接在一起，并通过管道与第二压力传感器、气泵和线性气阀连接；
第一、第二和第三压力传感器分别通过电线与第一、第二和第三信号放大器连接，第一、第二和第三信号放大器的输出端通过电线与所述微处理器的三个模数转换器(ADC)的输入端连接；
所述微处理器通过电线与所述第一、第二和第三双向气阀、所述第一、第二和第三信号压力传感器、所述线性气阀以及所述气泵连接。
20.如权利要求18所述的新型无创中心动脉压测量装置，还包括主机，该主机包括微处理器，其中，
所述三通道脉搏波信号传感器的上游信号通道为上游电子信号传感器，所述下游信号通道为下游电子信号传感器；
所述上游电子信号传感器通过电线与第一信号放大器连接；
中游信号通道的气囊通过管道连接双向气阀的一端，该双向气阀的另一端通过管道与压力传感器、气泵和线性气阀连接，所述压力传感器通过电线与第二信号放大器连接；
所述下游电子信号传感器通过电线与第三信号放大器连接；
第一、第二和第三信号放大器的输出端通过电线与所述微处理器的三个模数转换器(ADC)的输入端连接；
所述微处理器通过电线与所述双向气阀、所述信号压力传感器、所述线性气阀以及所述气泵连接。
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JPH0638790B2 (ja) * 1989-05-19 1994-05-25 松田 正義 動脈伸展性測定装置
CA2235339A1 (en) * 1995-10-20 1997-04-24 Richard G. Caro Apparatus and method for measuring an induced perturbation to determine a physical condition of the human arterial system
JP4220980B2 (ja) * 2005-05-09 2009-02-04 株式会社ケーアンドエス 血圧測定装置
JP6086647B2 (ja) * 2012-03-06 2017-03-01 株式会社エー・アンド・デイ 自動血圧測定装置
CN103070678A (zh) * 2013-02-21 2013-05-01 沈阳恒德医疗器械研发有限公司 无创中心动脉压检测仪及其检测方法
CN103479343B (zh) * 2013-09-27 2015-02-25 上海交通大学 基于振荡式血压计信号的中心动脉压检测系统
US20220015652A1 (en) * 2020-07-14 2022-01-20 Apple Inc. Integrated Flexible Sensor for Blood Pressure Measurements
CN116322495A (zh) * 2020-09-15 2023-06-23 泰尔茂株式会社 动脉压推定装置、动脉压推定系统以及动脉压推定方法

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