CN1868399A - 动脉血压的测量方法、装置及利用该方法的个体化校正技术 - Google Patents

Abstract

动脉血压的测量方法、装置及利用该方法的个体化校正技术，本发明获取一系列不同的袖带压力(P)值和分别与不同袖带压力对应的袖带远端柯氏音的延迟时间(T_K)值，得到柯氏音延迟时间随袖带压力变化的函数关系T_K (P)；再测得一定袖带压力(Pm)下的远端柯氏音延迟时间(T_Km)，通过上述已得的对应函数关系(T_K (P))，即可反推估算出与所获取的柯氏音延迟时间对应的血压变化量。本发明可无创逐拍测出动脉血压值，将该技术用于动脉血压连续测量回归方程的个体化校正技术，能实现利用自身瞬时血压波动来获得个体化校正系数，使该校正技术安全、有效，误差小，提高了长时间无损连续血压测量技术的可实施性。

Description

动脉血压的测量方法、装置及利用该方法的个体化校正技术

技术领域

本发明属一种动脉血压的无创测量方法和装置，以及利用该方法对实现动脉血压连续测量的个体化校正技术。

背景技术

无创血压测量是通过检侧动脉血管壁的搏动或血管容积等参数间接得到血压，这种测量可分为间歇式和连续式两种，间歇式测得的是在某特定测量时刻的血压值，由于每次心跳及每一时间点血液对动脉管壁的压力均在变动中，此方法测出的收缩压和舒张压不一定是被测者有代表性的血压，且不是同一次心脏搏动中的数值；连续式可以无间歇地测量血压，它可以提供每博血压或连续的动脉压力波形；无论对临床医学还是基础医学，实现血压的无创连续测量都是非常重要的，但直到目前为止，尚没有一种较为理想的检测方法。

脉搏波速度测量血压是一种无创连续测量方法，早在1922年，即有人发现脉搏波传导速度(PWTV)或传导时间(PWTT)与动脉血压有关，也与血管容积和血管壁弹性量有关；1957年，又有人提出在一定范围内，PWTT和动脉血压BP之间呈线性关系，而且这种关系在某一个体身上，在一段时期内是相对稳定的，但对每位个体来说，这种PWTV和PB之间的比例系数又是由于各个体、血管壁组织结构不同而差别较大，在以往的应用PWTT估算血压的研究中，对不同的个体多是采用相同的参数来计算，这样就存在较大的误差。

根据脉搏波传导时间PWTT与动脉血压BP之间呈现的线性关系，可为被测者建立下述PWTT与逐拍动脉血压BP之间的回归方程：

     BP＝a+b*PWTT        ……(A)

其中BP为动脉血压，PWTT为脉搏波传导时间，a和b为待定的回归系数，a，b的大小是因人而异的，但同一个体在短时间内，这一数值是确定的，这样问题的关健就变为针对每个个体确定其个体化的回归系数a和b，确定了a和b，即可利用脉搏波传导时间PWTT(也可利用脉搏波传导速度PWTV)的连续测定来估算每一个体连续的动脉血压BP，这就需要利用个体化回归技术对待定系数a、b进行校正，以使在脉搏波的连续测量中，通过回归方程(A)估算出的连续动脉血压值能够更附合被测个体的实际情况。

从原理上说，两个待定参数需要用两组独立的实验数据来确定，被测个体的脉搏波传导时间PWTT是可得的，静息时的平均血压是可得的，所以系数a易于确定(截距)，关健是回归系数b的校正，b＝ΔBP/ΔPWTT(斜率)，现有技术有采用用运动或药物来改变血压的方法，以此得到两组数据来确定系数b，由于方程(A)所示的线性关系是以将每一个体短期内的血管壁特性视为保持不变为前提的，而上述两种方法都会改变血管壁的特性，因此存在原理性的缺欠。

又有人提出通过改变体位(例如平躺抬腿)造成被试个体的部分血管内压力改变，从而使这段血管内的脉搏波速度发生改变，最终引起脉搏波传导时间的变化，在正常状态下和改变体位状态下进行两组独立试验，通过两组测得结果确定两个参数a和b，这种方法可提高校正的准确性，但不能在改变体位的状态下，连续得到与每拍动脉血压相关的多组信息。

发明内容

本发明要解决的技术问题是提供一种能够逐拍获取动脉血压信息的动脉血压的测量方法和装置，以及利用该方法的个体化校正技术，利用该方法的个体化校正技术，可使通过脉搏波连续测量估算出的连续动脉血压值更符合被测个体的实际情况。

为解决上述问题，本发明测量动脉血压的方法是：

(1)、将袖带固定在被测个体肢体上，获取一系列不同的袖带压力(P)值和分别与不同袖带压力对应的袖带远端柯氏音的延迟时间(T_K)值，得到柯氏音延迟时间随袖带压力变化的函数关系T_K(P)；

(2)、测得一定袖带压力(Pm)下的远端柯氏音延迟时间(T_Km)，根据在血压不变时袖带压力变化会引起柯氏音延迟时间的变化，以及袖带压力不变时血压变化会引起柯氏音延迟时间的变化的现象，通过上述已得的柯氏音延迟时间随袖带压力变化的对应函数关系(T_K(P))，即可反推估算出与所测得的柯氏音延迟时间对应的血压变化量。

所述柯氏音延迟时间(T_K)是指从与心跳节律一致的固定参照点到对应周期内柯氏音到达时刻的时间，所述的固定参照点可以是心电R波(如图1)，袖带内脉搏波上升起点(如图2)等。

实现上述方法的装置是：设有袖带，所述的袖带设有充气单元、放气单元、袖带压力传感器，并设有柯氏音传感器，心电电极，所述的袖带压力传感器、柯氏音传感器信号输出端分别通过信号调理电路与微处理器连接，所述的心电电极通过心电电路与微处理器连接，微处理器设有数据显示和/或打印输出装置。

利用上述发明方法的个体化校正技术为：

为被测个体建立PWTT与逐拍动脉血压BP之间的回归方程：

     BP＝a+b*PWTT……(A)

式中BP为人体动脉的动态血压，PWTT为与动态血压对应的脉搏波传导时间，a、b为回归系数，针对被测个体对a、b系数进行个体化校正后，通过脉搏波传播时间的连续测量，用上述方程估算出被测个体动态血压的连续变化，其特征在于，对所述回归系数b的个体化校正技术方法为：

(1)、将袖带固定在被测个体肢体上，获取一系列不同的袖带压力(P)值和分别与不同袖带压力对应的袖带远端柯氏音的延迟时间(T_K)值，得到柯氏音延迟时间随袖带压力变化的函数关系T_K(P)；

(2)、测得一定袖带压力(Pm)下的远端柯氏音延迟时间，通过上述已得的柯氏音延迟时间随袖带压力变化的对应函数关系T_K(P)，反推估算出与所获取的柯氏音延迟时间对应的血压变化量；

(3)、记录与(2)项所测柯氏音延迟时间对应的脉搏波传播时间；

(4)、根据(2)、(3)项所得数据找出平均动脉血压变化量(ΔBP)与对应的脉搏波传导时间变化量(ΔPWTT)之间的比例系数，即可得到个体化校正系数b。

上述个体化校正技术第(2)项所述的一定袖带压力(Pm)的优选方案是等于或靠近平均动脉压力值。

上述个体化校正技术的进一步方案是：在根据(2)项所述测量一定袖带压力(Pm)下的远端柯氏音延迟时间的过程中，通过被测者在不改变血管壁特性前提下的能够改变自身血压的行为，来加大不同测点之间的血压变化幅度。

再进一步方案是：所述被测者能够改变自身血压的行为是作深呼吸运动。

上述为被测个体建立的回归方程是PWTT与逐拍动脉血压BP之间的回归方程，本发明方法同样适用于脉膊波传导速度PWTV与逐拍动脉血压BP之间的回归方程，或变换形式、但本质上相同的线性回归方程。

本发明是根据柯氏音延迟时间(T_K)与袖带压力(P)及动脉血压(BP)之间关系的研究成果设计的，下面对本发明的设计原理进行说明。

用传统的听诊法(也称柯氏音法)测血压时，先将袖带加压到超过收缩压，此时袖带下的动脉壁被压紧处于关闭状态，血管中没有血液流过。然后开始缓慢放气，参见图1，当袖带压力下降到略微低于收缩压时，开始出现第一个柯氏音，这个柯氏音对应着动脉开放时刻，本发明根据实验发现下述规律：在一系列的动脉开放时刻中，第一个柯氏音距离心电R波距离T1最远，而之后的柯氏音距离心电R波的距离T2、T3…越来越近，直到最后一个柯氏音时达至最小值。参见图2，如果以袖带内脉搏波上升起点作为参考点，则柯氏音延迟时间TK又可以定义为袖带内脉搏波上升点起至柯氏音出现处之间的时间，同样，随着袖带压力P的下降，每一心搏周期中的柯氏音延迟时间T1、T2、T3…越来越小。

分析这种现象产生的根源，是由于动脉内压力波上升并不是垂直上升，而是一个渐变的过程，所以随着袖带内压力的下降，在每个心动周期中，动脉壁开放的越来越早，柯氏音产生的时间也越来越早，固相对每一对应周期内的固定参照点(如心波R或袖带内脉搏波上升点或设定的其它固定参照点)，柯氏音的延迟时间也越来越短。

可见柯氏音延迟时间是随着袖带压力的下降而逐渐变小，所以可将一次完整袖带放气过程中每一柯氏音延迟时间T_K对应的袖带压力P这一序列值(参见图3)形成的函数关系T_K(P)，拟合成柯氏音延迟时间随袖带内压力P变化的关系曲线(参见图4，图中L1为一次拟合曲线，L2是二次拟合曲线)。

此外，再看图5为不同血压水平所对应的T_K(P)拟合曲线，从图中可看出，较高血压对应的拟合曲线(L2)在较低血压曲线L1的左边，可见在同一袖带压力水平下，较高血压的柯氏音延迟时间低于较低血压的柯氏音延迟时间，而且在不同的血压水平下，单位压力变化对应的延迟时间的变化dT_K/dP也有不同。

上述的函数关系T_K(P)是在血压不变袖带压力下降过程中得到的，同时，本发明又发现：当袖带压力固定在介于收缩压和舒张压之间的一个恒定值时，动脉内压力的变化将会引起跨壁压的变化，从而也会使柯氏音延迟时间发生变化，而且血压不变时袖带压力变化引起的柯氏音延迟时间变化，与袖带压力不变时血压变化引起的柯氏音延迟时间变化高度相关，可视为大小相同，方向相反。

本发明正是利用上述规律，通过检测一定袖带压力下柯氏音的延迟时间来反推估算与该柯氏音对应心动周期的血压变化量的，本发明方法可以估算出每一拍的血压变化量。

前面所述本发明对用于动脉血压连续测量的回归方程的个体化校正技术是建立在上述本发明通过柯氏音延迟时间能够估算与该柯氏音对应的动脉血压变化这一成果基础上的，下面对这一技术方法的原理作一说明：

设为被测个体建立PWTT与逐拍动脉血压BP之间的回归方程是：

     BP＝a+b*PWTT……(A)

在利用脉搏波传播时间(PWTT)测量血压之前，必须首先获得被测个体的特征系数a、b，而要得到a、b，通过现有技术通常是可以得到被测者的平均血压(BP₀)和对应的脉搏波传播时间(PWTT₀)的，因此可以确定系数a，但要确定系数b，至少需要两个血压水平下的血压值和脉搏波传播时间，因此必须有两条：一是能引起血压的变化，二是能够找到血压的变化量。事实上，人体的血压随时都处在变化之中，但是以前无法知道瞬时的血压变化量，固不能实现利用自发的血压波动来校正个体系数。而现在本发明方法可以根据柯氏音延迟时间估算出每一拍血压的变化，所以就能够实现利用自身瞬时血压波动来获得个体校正系数。

另外，因为安静状态下血压的波动较小，相应的脉搏波传播时间改变量也较小，不可避免的使计算结果误差增大。为了提高信噪比，本发明优选方案又采用通过控制呼吸或其它行为来人为改变被测者血压，以获得瞬间较大的血压变化。

本发明装置的工作过程是：通过充气单元可使袖带内压力P逐渐升高或逐渐降低，在这过程中，通过柯氏音传感器检出柯氏音到达时刻，并输入到微处理器，同时通过心电电极和心电图电路将心动周期信号输入到微处理器，从而可测出从每一心动周期固定参照点(可以是心电R波，也可是袖带内脉博波起点等)至该周期内柯氏音起点处为止的时间间隔T_K值，即可实现本发明方法所需的T_K(P)函数的获取；在实际测量时，通过袖带压力控制器使袖带内压力P保持在某一已知状态，在该已知袖带压力(Pm)条件下，测量柯氏音延迟时间T_Km值，并结合T_K(P)函数获得每一个T_K所在心动周期的血压相对于初始测量时(也就是获得T_K(P)函数时)血压的变化量。

本发明方法和装置能够实现动脉血压的逐拍估算，从而可为动脉血压连续测量回归方程的个体化校正技术创造了一种新的校正途径，本发明所述的动脉血压连续测量回归方程的个体化校正技术能够实现利用自身瞬时血压波动来获得个体校正系数，具有安全、有效、误差小、简单的优点，提高了长时间无损连续血压测量技术的可实施性。

本发明在个体化校正技术中采用深呼吸运动加大被测者自身的血压变化幅度，可减少校正误差，提高校正的准确度，而且对被测者具有安全、可靠的优点。

附图说明

图1、袖带压力P下降时以ECG的R波作参照点的柯氏音延迟时间T_K示意图

图2、袖带压力P下降时以袖带内脉搏波上升起点作参照点的柯氏音延迟时间T_K示意图

图3、柯氏音延迟时间T_K随袖带压力P下降而变化的T_K(P)函数关系图

图4、图3所示T_K(P)函数的一次和二次拟合曲线图

图5、不同血压水平对应的T_K(P)拟合曲线图

图6、dT_K/dP随袖带压力P变化的关系曲线图

图7、本实用新型实施例2数据获取与处理过程示意图

图8、本发明实施例1柯氏音延迟时间T_K随袖带压力下降而变化的函数关系图及二次T_K(P)拟合曲线图

图9、根据图8所示T_K(P)拟合曲线得出的dT_K/dP随袖带压力P的曲线图

图10、本发明实施例3确定回归系数b的过程示意图

图11、本发明动脉血压测量装置方框示意图

图12、本发明动脉血压测量装置实施例方框结构示意图

具体实施方式

实施例1

本例测定某拍动脉血压值的方法是：

1、将袖带固定在被测个体一侧上臂，通过示波法或听诊法获取被测者的平均血压值BP₀，并测得对应时刻的脉搏波传导时间PWTT₀。

2、通过袖带完整放气过程获取一系列的柯氏音延迟时间T和相应的袖带压力P值，形成在被测者平均血压为BP₀水平下的柯氏音延迟时间随袖带压力变化的函数T_K(P)，对形成该函数的离散数据进行二次曲线拟合，得到一条随袖带压力降低柯氏音延迟时间变短的T_K(P)关系曲线(见图8)；并根据函数T_K(P)求出每点dT_K/dP随袖带压力P变化的函数g(P)，见图9所示(g＝dT_K/dP)；

获取上述个体化函数关系后，即可进行下述具体数据的测量和换算：

3、测得被测个体舒张压和收缩压力之间的已知袖带压力Pm值下的柯氏音延迟时间T_Km值，根据前述T_K(P)函数中袖带压P等于Pm时所对应的柯氏音延迟时间T_Km₀，得出T_Km与T_Km₀的差值ΔT_Km；

4、根据第2项中求出的函数T_K(P)每点dT_K/dP随袖带压力P变化的函数g(P)，求出袖带压力为Pm时的g(Pm)值；

5、根据ΔT_Km/ΔBPm＝g(Pm)

即可求出与所测柯氏音延迟时间T_Km对应周期的血压变化值ΔBPm；

而血压变化值ΔBPm与建立函数关系T_K(P)时被测者的平均血压值BP₀的相加之和就是这一拍的实际血压值。

上述方法的原理是：本项柯氏音延迟时间T_Km测定时的血压水平如果是与为被测者建立函数T_K(P)关系时的血压水平BP₀相同，所获柯氏音延迟时间T_Km就应与上述T_K(P)拟合曲线中压力为Pm值所对应的延迟时间T_Km₀相等，如果不相同，就意味着血压变化了，血压变高了，延迟时间T_Km会变短，血压变低了，延迟时间T_Km会变长(参见图5)；又根据袖带压力不变时血压变化引起的延迟时间变化与血压不变时袖带压力变化引起的柯氏音延迟时间变化大小相同，方向相反，即可求出测定延迟时间T_Km时的血压变化值。

实施例2

本例是逐拍测量动脉血压变化的实施例。

图7是本例数据获取与处理过程示意图，具体过程如下：

1、先用与实施例1相同的方法在袖带完整放气过程中得到的一系列的柯氏音延迟时间T和相应的袖带压力P值，形成函数T_K(P)；对形成该函数的离散数据进行二次曲线拟合，得到一条柯氏音延迟时间T_K随袖带压力P变化的T_K(P)拟合曲线(见图8)。

2、对上述T_K(P)拟合曲线求取差分，得到单位压力(1mmHg)改变时相应的柯氏音延迟时间的变化，形成新的函数序列g(P)，见图9。

3、将袖带压力连续保持在大至等于收缩压和舒张压之间的平均动脉压力的基本恒定水平P₀的条件下(图7-1)，获取逐拍柯氏音的延迟时间序列(图7-2)；

4、对上述大致恒定袖带压力P₀下的柯氏音延迟时间序列T(i)取差分(见图7-3)，得到序列T′(i)，他们的关系为：

T′(i)＝T(i+1)-T(i)           (i为1.2.3…)

5、对于每一个T′(i)，都对应一已知的袖带压力Pi，而每一个压力Pi又唯一对应一个dT_K/dP＝g(Pi)所以，在转化时采用T′(i)所对应的系数g(Pi)，估算出每拍对应的动态血压变化量(见图7-4)

ΔBP(i)＝T′(i)/g(Pi)

将每拍ΔBP(i)累加，得到逐拍血压连续变化量(见图7-5)：

$\mathrm{BP}\left(n\right)=\underset{i=1}{\overset{n}{\mathrm{\Σ}}}\mathrm{\ΔBP}\left(i\right)$

其中n＝1Λm-1，为基本恒定袖带压力下的心动周期个数，BP为动态血压；按照上式，就可以计算出逐拍动脉血压的变化。

将袖带压力设在平均血压值或接近平均血压值时测量柯氏音延迟时间，这样换算出的对应动脉血压变化量更接近实际情况。

实施例3

本例是利用本发明动脉血压的测量方法得到的数据进行个体化校正的实施例。

为被测个体建立PWTT与逐拍动脉血压BP之间的回归方程：

     BP＝a+b*PWTT……(A)

式中BP为动脉血压，PWTT为脉搏波传导时间，a和b为待定的回归系数；

上述方程中回归系数a、b的个体化校正方法是：

(1)、将袖带和袖带远端传感器固定在被测者一侧上臂，用听诊法测量被测者的血压，得到被测者的收缩压和舒张压，通过经验公式算出平均动脉血压值BP₀(也可用示波法得到较准确的BP₀)：并记录同步的脉搏波传播时间PWTT₀；

(2)、用与实施例1相同的方法在袖带完整放气过程中得到的一系列的柯氏音延迟时间T和相应的袖带压力P值，形成函数T_K(P)；对形成该函数的离散数据进行二次曲线拟合，得到一条柯氏音延迟时间T随袖带压力P变化的T_K(P)拟合曲线(见图8)。对上述T_K(P)拟合曲线求取差分，得到单位压力(1mmHg)改变时相应的柯氏音延迟时间的变化，形成新的函数序列g(P)，见图9。

(3)、将袖带压力大致控制在介于收缩压和舒张压之间的平均压力水平，获取逐拍柯氏音的延迟时间序列以及每一延迟时间所对应的脉搏波传播时间；在测量过程中，让被测者连续进行几次(如3次)深呼吸，任意取出两组数据，算出两点间的延迟到时间变化量ΔT，根据(2)项中得到的函数序列g(P)，求出在相应袖带压力下的g值，估算出这两点间的动脉血压变化量ΔBP1以及同步的脉搏波传播时间/ΔPWTT1；

即得到回归系数b₁＝ΔBP₁/ΔPWTT₁

用同样方法根据多组数据分别算出b₂、b₃….

对这一系列b₁、b₂、b₃求取算术平均数或中位数，这样得到的回归系数更能反映真实的个体参数。

图10从上到下分别表示一段时间的根据柯氏音延迟时间估算的血压波动，脉搏波传导时间PWTT，以及根据两路信号的峰-谷差之比计算的血压方程系数b，对一系列的b₁，b₂，b₃……取平均数或者中位数，作为最终的系数b  。

另外，也可以对图10中第一路信号BP和第二路信号PWTT，直接求回归系数，而这个回归系数就是血压方程的系数b。

图12为本例动脉血压测量装置的方框结构示意图。

本例充气单元和放气单元控制端与微处理器CPU连接，由微处理器控制充放气，袖带压力传感器输出的模拟信号先经放大、低通滤波和带通滤波、放大电路被调理，再通过A/D转换器转换成数字信号输入到微处理器CPU；柯氏音传感器输出信号经放大、滤波、A/D转换后接微处理器CPU，心电电极通过心电电路接微处理器CPU。

Claims (10)

1、动脉血压的测量方法，其特征在于，包含下述内容：

(1)、将袖带固定在被测个体肢体上，获取一系列不同的袖带压力(P)值和分别与不同袖带压力对应的袖带远端柯氏音的延迟时间(T_K)值，得到柯氏音延迟时间随袖带压力变化的函数关系T_K(P)；

(2)、测得一定袖带压力(Pm)下的远端柯氏音延迟时间(T_Km)，根据在血压不变时袖带压力变化会引起柯氏音延迟时间的变化，以及袖带压力不变时血压变化会引起柯氏音延迟时间的变化的现象，通过上述已得的柯氏音延迟时间随袖带压力变化的对应函数关系(T_K(P))，即可反推估算出与所测得的柯氏音延迟时间对应的血压变化量。

2、根据权利要求1所述的动脉血压的测量方法，其特征在于：根据袖带完整放气过程获取一系列柯氏音延迟时间(T)和相应的袖带压力(P)值，形成函数(T_K(P))，对形成该函数的离散数据进行一次或二次曲线拟合，得到一条柯氏音延迟时间随袖带压力变化的函数(T_K(P))关系曲线；并根据函数(T_K(P))求出每点柯氏音延迟时间变化量与袖带压力变化量比值(dT_K/dP)随袖带压力(P)变化的函数(g(P))；据此将所述在一定袖带压力(Pm)下获取的柯氏音延迟时间(T_Km)的变化量换算成对应的动脉血压变化量。

3、根据权利要求1或2所述的动脉血压的测量方法，其特征在于：在所述测得一定袖带压力(Pm)下的远端柯氏音延迟时间(T_Km)后，根据袖带压力不变时血压变化引起的延迟时间变化与血压不变时袖带压力变化引起的柯氏音延迟时间变化大小相同，方向相反，通过所述柯氏音延迟时间随袖带压力变化的对应函数关系(T_K(P))，反推估算出与所测得的柯氏音延迟时间对应的血压变化量。

4、根据权利要求3所述的动脉血压的测量方法，其特征在于：在所述测得被测者在舒张压和收缩压之间的一定袖带压力(Pm)值下的柯氏音延迟时间(T_Km)值后，根据所述(T_K(P))函数中袖带压力(P)等于(Pm)时所对应的柯氏音延迟时间(T_Km₀)，得出(T_Km)与(T_Km₀)的差值ΔT_Km；再根据所述函数(T_K(P))每点(dT_K/dP)随袖带压力(P)变化的函数(g(P))，求出袖带压力为(Pm)值时的(g(Pm))值；最后根据(ΔT_Km/ΔBPm＝g(Pm))，求出与所测柯氏音延迟时间(T_Km)对应的血压变化值(ΔBPm)，而该血压变化值(ΔBPm)与建立函数关系(T_K(P))时被测者的平均血压值(BP₀)相加之和就是这一拍的实际血压值。

5、根据权利要求3所述的动脉血压的测量方法，其特征在于：在所述测量一定袖带压力(Pm)下的柯氏音延迟时间(T_Km)时，将袖带压力连续保持在大至等于收缩压和舒张压之间的平均动脉压力的基本恒定水平的条件下，测得逐拍柯氏音的延迟时间序列；对所述的柯氏音延迟时间序列T(i)取差分，得到序列T′(i)再根据所述函数(T_K(P))每点柯氏音延迟时间变化量与袖带压力变化量比值(dT_K/dP)随袖带压力(P)变化的函数(g(P))，估算出每拍对应的动态血压变化量

             ΔBP(i)＝T′(i)/g(Pi)

将每拍ΔBP((i))累加，得到逐拍血压连续变化量：

$\mathrm{BP}\left(n\right)=\underset{i=1}{\overset{n}{\mathrm{\Σ}}}\mathrm{\ΔBP}\left(i\right)$

其中n＝1Λm-1，m为基本恒定袖带压力下的心动周期个数，BP为动态血压。

6、利用权利要求1、2、3、4或5所述动脉血压测量方法的个体化校正技术，为被测个体建立PWTT与逐拍动脉血压BP之间的回归方程：

BP＝a+b*PWTT......(A)

式中BP为人体动脉的动态血压，PWTT为与动态血压对应的脉搏波传导时间，a、b为回归系数，针对被测个体对a、b系数进行个体化校正后，通过脉搏波传播时间的连续测量，用上述方程估算出被测个体动态血压的连续变化，其特征在于，对所述回归系数b的个体化校正技术方法为：

(1)、将袖带固定在被测个体肢体上，获取一系列不同的袖带压力(P)值和分别与不同袖带压力对应的袖带远端柯氏音的延迟时间(T_K)值，得到柯氏音延迟时间随袖带压力变化的函数关系T_K(P)；

(2)、测得一定袖带压力(Pm)下的远端柯氏音延迟时间，通过上述已得的柯氏音延迟时间随袖带压力变化的对应函数关系T_K(P)，反推估算出与所获取的柯氏音延迟时间对应的血压变化量；

(3)、记录与(2)项所测柯氏音延迟时间对应的脉搏波传播时间；

(4)、根据(2)、(3)项所得数据找出平均动脉血压变化量(ΔBP)与对应的脉搏波传导时间变化量(ΔPWTT)之间的比例系数，即可得到个体化校正系数b。

7、根据权利要求6所述的个体化校正技术，其特征在于：所述测量一定袖带压力(Pm)下的柯氏音延迟时间时，使所述的袖带压力值为平均动脉压力值或靠近平均动脉压力的压力值。

8、根据权利要求6或7所述的个体化校正技术，其特征在于：在所述测量一定袖带压力(Pm)下的柯氏音延迟时间的过程中，通过被测者在不改变血管壁特性前提下的能够改变自身血压的行为，来加大不同测点之间的血压变化幅度。

9、根据权利要求8所述个体化校正技术，其特征在于：所述被测者能够改变自身血压的行为是作深呼吸运动。

10、权利要求1、2、3、4或5所述方法使用的动脉血压测量装置，其特征在于：设有袖带，所述的袖带设有充气单元、放气单元、袖带压力传感器，并设有柯氏音传感器，心电电极，所述的袖带压力传感器、柯氏音传感器信号输出端通过信号调理电路与微处理器连接，所述的心电电极通过心电电路与微处理器连接，微处理器设有数据显示和/或打印输出装置。

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