本發(fā)明實(shí)施例涉及醫(yī)療器械技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置及方法。

背景技術(shù)：

血壓是人體一項(xiàng)重要的基本生理參數(shù)，能夠反應(yīng)出人體心臟和血管的功能狀況。人體血壓是指血液在血管內(nèi)流動(dòng)時(shí)對(duì)單位面積血管壁產(chǎn)生的側(cè)壓力，是心室射血和外周阻力共同作用的結(jié)果。血壓分為動(dòng)脈壓與靜脈壓，通常說(shuō)的血壓指的是動(dòng)脈壓，它和心臟功能及外周血管的狀況有緊密的聯(lián)系。血壓是血液流動(dòng)的前提，正常的心臟每一次跳動(dòng)都會(huì)向大動(dòng)脈血管射血，再通過(guò)小動(dòng)脈將血液傳送至全身，因此血壓在每個(gè)心動(dòng)周期都始終處于連續(xù)的變化中。現(xiàn)有的血壓檢測(cè)方法可以分成有創(chuàng)測(cè)量法和無(wú)創(chuàng)測(cè)量法。動(dòng)脈插管法是一種有創(chuàng)測(cè)量血壓的方法，但是該方法準(zhǔn)備時(shí)間較長(zhǎng)，并且很容易引起并發(fā)癥，所以無(wú)特殊需要我們一般不采用這種方法。而目前常用的無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量法為柯式音法和示波法，這兩種方法都不能連續(xù)的測(cè)量血壓。人體的血壓受身體狀況、環(huán)境條件以及生理韻律等諸多因素的影響，每時(shí)每刻都在發(fā)生的變化，單次或間斷性的測(cè)量血壓并不能反映人體血壓的變化規(guī)律，也會(huì)遺漏一些重要的生理信息，為了更加全面的了解人體血壓的變化情況，學(xué)者們開(kāi)始探索無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法，這一方法在臨床和家庭心血管功能監(jiān)護(hù)中具有極為重要的意義。

1976年，Brain Gribbin等通過(guò)實(shí)驗(yàn)提出，利用脈搏波傳播速度可連續(xù)測(cè)量血壓變化，并實(shí)現(xiàn)了對(duì)血壓變化值的測(cè)量。King.D等證明脈搏波傳播速度與平均動(dòng)脈壓具有較好的相關(guān)性，并采用脈搏波傳播速度進(jìn)行了平均動(dòng)脈壓的測(cè)量。這些研究表明脈搏波傳播速度可以用于連續(xù)血壓的測(cè)量。脈搏波傳導(dǎo)速度是指脈搏波由動(dòng)脈的一特定位置沿管壁傳播至另一特定的位置的速率，由血管長(zhǎng)度除以脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間得到，實(shí)際測(cè)量中脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間更容易獲得。

通常獲得脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的方法是同步采集心電信號(hào)和脈搏波信號(hào)，以心電信號(hào)的R波波峰為起點(diǎn)，以脈搏波特征點(diǎn)為終點(diǎn)，該段時(shí)間差為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。但是實(shí)際上R波峰處并不是心臟開(kāi)始收縮的時(shí)間，心臟開(kāi)始收縮之前有一段準(zhǔn)備的時(shí)間稱為射血前期(preejection period，PEP)，所以這段時(shí)間不能算是真正意義上的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。射血前期可以評(píng)價(jià)心室的功能，心室射血能力越強(qiáng)，射血前期越短。有一些患有心血管疾病的老人，測(cè)得的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間很大，也許就是由于他們的射血前期較長(zhǎng)引起的。R.A.Payne等人的研究也證明了上述的這個(gè)問(wèn)題，由于射血前期的存在，使得基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量的血壓結(jié)果是不可靠的。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

由于現(xiàn)有的方法無(wú)法排除射血前期的影響，使得基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量的血壓結(jié)果不可靠的問(wèn)題，本發(fā)明實(shí)施例提出一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置及方法。

第一方面，本發(fā)明實(shí)施例提出一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置，包括：微處理器、脈搏波信號(hào)采集模塊、心沖擊信號(hào)采集模塊、電源管理模塊和數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊；

所述脈搏波信號(hào)采集模塊用于采集脈搏波信號(hào)；

所述心沖擊信號(hào)采集模塊用于采集心沖擊信號(hào)；

所述數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊用于存儲(chǔ)血壓數(shù)據(jù)和血壓模型；

所述電源管理模塊用于給所述微處理器供電；

所述微處理器分別與所述脈搏波信號(hào)采集模塊、所述心沖擊信號(hào)采集模塊、所述電源管理模塊和所述數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊連接，用于根據(jù)所述脈搏波信號(hào)、所述心沖擊信號(hào)和所述血壓模型，計(jì)算得到所述血壓數(shù)據(jù)。

可選地，所述裝置還包括：血壓校準(zhǔn)模塊；

所述血壓校準(zhǔn)模塊與所述微處理器連接，用于首次采集血壓數(shù)據(jù)或復(fù)位時(shí)對(duì)所述血壓模型進(jìn)行校準(zhǔn)。

可選地，所述裝置還包括：藍(lán)牙傳輸模塊；

所述藍(lán)牙傳輸模塊與所述微處理器連接，用于接收上位機(jī)的血壓數(shù)據(jù)采集指令，并實(shí)時(shí)傳輸所述心沖擊信號(hào)和所述脈搏波信號(hào)至所述上位機(jī)。

可選地，所述裝置還包括：按鍵；

所述按鍵與所述微處理器連接，用于對(duì)血壓數(shù)據(jù)采集裝置進(jìn)行開(kāi)關(guān)及復(fù)位控制。

可選地，所述脈搏波信號(hào)采集模塊進(jìn)一步包括：光電容積脈搏波傳感器和脈搏波信號(hào)調(diào)理電路；

所述光電容積脈搏波傳感器的輸出端與所述脈搏波信號(hào)調(diào)理電路的輸入端連接，用于對(duì)生理信號(hào)進(jìn)行采集，得到脈搏波信號(hào)，并將所述脈搏波信號(hào)輸出至所述脈搏波信號(hào)調(diào)理電路；

所述脈搏波信號(hào)調(diào)理電路用于對(duì)所述脈搏波信號(hào)進(jìn)行濾波放大并輸出至所述微處理器。

可選地，所述心沖擊信號(hào)采集模塊進(jìn)一步包括：三軸加速度傳感器、前置放大電路、高通濾波器、一級(jí)放大電路、第一陷波電路、低通濾波器、二級(jí)放大電路、第二陷波電路和電平調(diào)整電路；

所述三軸加速度傳感器用于采集加速度信號(hào)，并將所述加速度信號(hào)依次通過(guò)所述前置放大電路、所述高通濾波器、所述一級(jí)放大電路、所述第一陷波電路、所述低通濾波器、所述二級(jí)放大電路、所述第二陷波電路和所述電平調(diào)整電路進(jìn)行處理，得到心沖擊信號(hào)。

可選地，所述微處理器為MSP4305529控制器。

第二方面，本發(fā)明實(shí)施例還提出一種血壓數(shù)據(jù)采集方法，包括：

接收脈搏波信號(hào)采集模塊采集的脈搏波信號(hào)和心沖擊信號(hào)采集模塊采集的心沖擊信號(hào)；

根據(jù)所述脈搏波信號(hào)的特征點(diǎn)得到第一參考點(diǎn)，并根據(jù)所述心沖擊信號(hào)的J波峰位置得到第二參考點(diǎn)；

根據(jù)所述第一參考點(diǎn)和所述第二參考點(diǎn)，計(jì)算得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間；

將所述脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間輸入血壓模型，計(jì)算得到血壓數(shù)據(jù)。

可選地，所述接收脈搏波信號(hào)采集模塊采集的脈搏波信號(hào)和心沖擊信號(hào)采集模塊采集的心沖擊信號(hào)之前，還包括：

首次采集血壓數(shù)據(jù)或復(fù)位時(shí)對(duì)所述血壓模型進(jìn)行校準(zhǔn)。

可選地，所述將所述脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間輸入血壓模型，計(jì)算得到血壓數(shù)據(jù)，具體包括：

收縮壓SBP為：

SBP＝A×PWTT+B

舒張壓DBP為：

其中，A、B、B₁和B₂均為預(yù)設(shè)常數(shù)，PWTT為所述脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間；所述血壓數(shù)據(jù)包括所述收縮壓和所述舒張壓。

由上述技術(shù)方案可知，本發(fā)明實(shí)施例通過(guò)心沖擊信號(hào)代替通常采用的心電信號(hào)，消除射血前期對(duì)血壓測(cè)量結(jié)果的影響，提高了脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量血壓的準(zhǔn)確性；且計(jì)算簡(jiǎn)單，運(yùn)算量小，通過(guò)微處理器容易實(shí)現(xiàn)，進(jìn)一步能夠提高計(jì)算速度。

附圖說(shuō)明

為了更清楚地說(shuō)明本發(fā)明實(shí)施例或現(xiàn)有技術(shù)中的技術(shù)方案，下面將對(duì)實(shí)施例或現(xiàn)有技術(shù)描述中所需要使用的附圖作簡(jiǎn)單地介紹，顯而易見(jiàn)地，下面描述中的附圖僅僅是本發(fā)明的一些實(shí)施例，對(duì)于本領(lǐng)域普通技術(shù)人員來(lái)講，在不付出創(chuàng)造性勞動(dòng)的前提下，還可以根據(jù)這些圖獲得其他的附圖。

圖1為本發(fā)明一實(shí)施例提供的一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖2為本發(fā)明另一實(shí)施例提供的一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖3為本發(fā)明另一實(shí)施例提供的脈搏波信號(hào)采集模塊工作的流程示意圖；

圖4為本發(fā)明另一實(shí)施例提供的心沖擊信號(hào)采集模塊工作的流程示意圖；

圖5為本發(fā)明一實(shí)施例提供的血壓數(shù)據(jù)計(jì)算過(guò)程的流程示意圖；

圖6為本發(fā)明一實(shí)施例提供的一種血壓數(shù)據(jù)采集方法的流程示意圖；

圖7為本發(fā)明一實(shí)施例提供的計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的原理示意圖；

圖8為本發(fā)明一實(shí)施例提供的血壓模型校準(zhǔn)的流程示意圖。

具體實(shí)施方式

下面結(jié)合附圖，對(duì)本發(fā)明的具體實(shí)施方式作進(jìn)一步描述。以下實(shí)施例僅用于更加清楚地說(shuō)明本發(fā)明的技術(shù)方案，而不能以此來(lái)限制本發(fā)明的保護(hù)范圍。

圖1示出了本實(shí)施例提供的一種血壓數(shù)據(jù)采集裝置的結(jié)構(gòu)示意圖，包括：微處理器101、脈搏波信號(hào)采集模塊102、心沖擊信號(hào)采集模塊103、電源管理模塊104和數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊105；

所述脈搏波信號(hào)采集模塊102用于采集脈搏波信號(hào)；

所述心沖擊信號(hào)采集模塊103用于采集心沖擊信號(hào)；

所述數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊105用于存儲(chǔ)血壓數(shù)據(jù)和血壓模型；

所述電源管理模塊104用于給所述微處理器供電；

所述微處理器101分別與所述脈搏波信號(hào)采集模塊102、所述心沖擊信號(hào)采集模塊103、所述電源管理模塊104和所述數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊105連接，用于根據(jù)所述脈搏波信號(hào)、所述心沖擊信號(hào)和所述血壓模型，計(jì)算得到所述血壓數(shù)據(jù)。

具體地，所述微處理器101通過(guò)控制線分別與所述脈搏波信號(hào)采集模塊102、所述心沖擊信號(hào)采集模塊103、所述電源管理模塊104和所述數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊105連接。

本實(shí)施例提供的血壓數(shù)據(jù)采集裝置體積小，成本低，適合長(zhǎng)時(shí)間佩戴并連續(xù)的無(wú)創(chuàng)測(cè)量血壓。

本實(shí)施例通過(guò)心沖擊信號(hào)代替通常采用的心電信號(hào)，消除射血前期對(duì)血壓測(cè)量結(jié)果的影響，提高了脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量血壓的準(zhǔn)確性；且計(jì)算簡(jiǎn)單，運(yùn)算量小，通過(guò)微處理器容易實(shí)現(xiàn)，進(jìn)一步能夠提高計(jì)算速度。

進(jìn)一步地，在上述裝置實(shí)施例的基礎(chǔ)上，如圖2所示，所述裝置還包括：血壓校準(zhǔn)模塊106；

所述血壓校準(zhǔn)模塊106與所述微處理器101連接，用于首次采集血壓數(shù)據(jù)或復(fù)位時(shí)對(duì)所述血壓模型進(jìn)行校準(zhǔn)。

具體地，所述血壓校準(zhǔn)模塊106工作時(shí)，需要一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)血壓計(jì)，用于為血壓數(shù)據(jù)采集裝置提供血壓校準(zhǔn)參數(shù)。第一次使用血壓數(shù)據(jù)采集裝置時(shí)，通過(guò)藍(lán)牙將設(shè)備與上位機(jī)軟件連接，軟件自動(dòng)提示“第一次使用需要校準(zhǔn)血壓”，從軟件中輸入標(biāo)準(zhǔn)血壓計(jì)提供的校準(zhǔn)參數(shù)，經(jīng)微處理器處理得到血壓測(cè)量公式中的固定參數(shù)。

進(jìn)一步地，在上述裝置實(shí)施例的基礎(chǔ)上，如圖2所示，所述裝置還包括：藍(lán)牙傳輸模塊107；

所述藍(lán)牙傳輸模塊107與所述微處理器101連接，用于接收上位機(jī)的血壓數(shù)據(jù)采集指令，并實(shí)時(shí)傳輸所述心沖擊信號(hào)和所述脈搏波信號(hào)至所述上位機(jī)。

具體地，血壓數(shù)據(jù)采集裝置可以通過(guò)藍(lán)牙傳輸模塊107與上位機(jī)軟件連接，從而實(shí)現(xiàn)設(shè)備的測(cè)量和顯示功能。藍(lán)牙傳輸模塊107可實(shí)現(xiàn)藍(lán)牙4.0實(shí)時(shí)傳輸采集的心沖擊信號(hào)和指端容積脈搏波信號(hào)到上位機(jī)，接收端上位機(jī)為計(jì)算機(jī)或手機(jī)，可實(shí)現(xiàn)由計(jì)算機(jī)或手機(jī)控制進(jìn)行信號(hào)采集與傳輸。

進(jìn)一步地，在上述裝置實(shí)施例的基礎(chǔ)上，如圖2所示，所述裝置還包括：按鍵108；

所述按鍵108與所述微處理器101連接，用于對(duì)血壓數(shù)據(jù)采集裝置進(jìn)行開(kāi)關(guān)及復(fù)位控制。

具體地，所述按鍵108包括：開(kāi)/關(guān)機(jī)鍵，用于啟動(dòng)和停止設(shè)備；復(fù)位鍵，用于還原設(shè)備，按下復(fù)位鍵后再次使用設(shè)備需要重新校準(zhǔn)。

本實(shí)施例提供的血壓數(shù)據(jù)采集裝置相對(duì)現(xiàn)有的基于心電信號(hào)和脈搏波信號(hào)測(cè)量血壓技術(shù)，利用心沖擊信號(hào)代替心電信號(hào)，消除射血前期對(duì)血壓測(cè)量結(jié)果的影響，在保存上述方法無(wú)創(chuàng)、連續(xù)測(cè)量血壓優(yōu)點(diǎn)的前提下，提高了脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量血壓的準(zhǔn)確性。并且本血壓測(cè)量方法計(jì)算簡(jiǎn)單運(yùn)算量小，在微處理器的容易實(shí)現(xiàn)，計(jì)算速度較快。

進(jìn)一步地，在上述裝置實(shí)施例的基礎(chǔ)上，所述脈搏波信號(hào)采集模塊102進(jìn)一步包括：光電容積脈搏波傳感器和脈搏波信號(hào)調(diào)理電路；

所述光電容積脈搏波傳感器的輸出端與所述脈搏波信號(hào)調(diào)理電路的輸入端連接，用于對(duì)生理信號(hào)進(jìn)行采集，得到脈搏波信號(hào)，并將所述脈搏波信號(hào)輸出至所述脈搏波信號(hào)調(diào)理電路；

所述脈搏波信號(hào)調(diào)理電路用于對(duì)所述脈搏波信號(hào)進(jìn)行濾波放大并輸出至所述微處理器。

具體地，如圖3為脈搏波信號(hào)采集模塊的工作流程，脈搏波信號(hào)采集模塊由光電容積脈搏波傳感器以及脈搏波信號(hào)調(diào)理電路組成。光電容積脈搏波傳感器的輸出端與脈搏波信號(hào)調(diào)理電路的輸入端相連，脈搏波信號(hào)調(diào)理電路采用生物電放大器提高共模抑制比，對(duì)生理信號(hào)進(jìn)行采集，從調(diào)理電路的輸出端輸出濾波放大后的脈搏波信號(hào)(PPG信號(hào))。

進(jìn)一步地，在上述裝置實(shí)施例的基礎(chǔ)上，所述心沖擊信號(hào)采集模塊103進(jìn)一步包括：三軸加速度傳感器、前置放大電路、高通濾波器、一級(jí)放大電路、第一陷波電路、低通濾波器、二級(jí)放大電路、第二陷波電路和電平調(diào)整電路；

所述三軸加速度傳感器用于采集加速度信號(hào)，并將所述加速度信號(hào)依次通過(guò)所述前置放大電路、所述高通濾波器、所述一級(jí)放大電路、所述第一陷波電路、所述低通濾波器、所述二級(jí)放大電路、所述第二陷波電路和所述電平調(diào)整電路進(jìn)行處理，得到心沖擊信號(hào)。

具體地，如圖4為心沖擊信號(hào)采集模塊的工作流程，心沖擊信號(hào)采集模塊由三軸加速度傳感器，前置放大電路，高通濾波器，一級(jí)放大電路，50Hz陷波電路，低通濾波器，二級(jí)放大電路和電平調(diào)整電路組成。其中，所述第一陷波電路和所述第二陷波電路均為50Hz陷波電路?？梢詫⒀獕簲?shù)據(jù)采集裝置通過(guò)一次性電極貼貼在心臟處，心沖擊信號(hào)主要采集的是三軸加速度傳感器Y軸(主軸)上的加速度信號(hào)。

進(jìn)一步地，在上述裝置實(shí)施例的基礎(chǔ)上，所述微處理器101為MSP4305529控制器。

本裝置整體的血壓測(cè)量流程如圖5所示，設(shè)備佩戴好后，首先按開(kāi)啟/停止鍵啟動(dòng)設(shè)備；上位機(jī)通過(guò)藍(lán)牙連接設(shè)備(提示上位機(jī)開(kāi)啟藍(lán)牙)；識(shí)別是否是第一次測(cè)量，如果是側(cè)進(jìn)行血壓模型校準(zhǔn)，如果否則識(shí)別是否按下了復(fù)位鍵，如果按下復(fù)位鍵則進(jìn)行血壓模型校準(zhǔn)，如果沒(méi)有按下，則開(kāi)始進(jìn)入測(cè)量程序；進(jìn)入測(cè)量程序后，采集脈搏波信號(hào)和心沖擊信號(hào)；對(duì)信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理；提取心沖擊信號(hào)的J波波峰和脈搏波信號(hào)主波一階微分最大值點(diǎn)；以J波波峰和脈搏波特征點(diǎn)的時(shí)間來(lái)計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT；通過(guò)校準(zhǔn)的血壓模型計(jì)算收縮壓和舒張壓；判斷測(cè)量程序是否結(jié)束，結(jié)束則退出程序，沒(méi)有結(jié)束則接續(xù)連續(xù)的測(cè)量血壓。

本實(shí)施例提供的血壓數(shù)據(jù)采集裝置設(shè)備體積小，成本低，經(jīng)過(guò)血壓校準(zhǔn)之后可以精確地連續(xù)測(cè)量血壓，并且本裝置所用的血壓測(cè)量方法簡(jiǎn)單，計(jì)算量小，計(jì)算速度快。此外，該設(shè)備有藍(lán)牙通信功能，可將分析結(jié)果通過(guò)藍(lán)牙發(fā)送至計(jì)算機(jī)與移動(dòng)設(shè)備。用戶使用更加方便，更簡(jiǎn)單，可用于家庭心血管疾病預(yù)防和監(jiān)測(cè)。

圖6示出了本實(shí)施例提供的一種血壓數(shù)據(jù)采集方法的流程示意圖，包括：

S601、接收脈搏波信號(hào)采集模塊采集的脈搏波信號(hào)和心沖擊信號(hào)采集模塊采集的心沖擊信號(hào)；

S602、根據(jù)所述脈搏波信號(hào)的特征點(diǎn)得到第一參考點(diǎn)，并根據(jù)所述心沖擊信號(hào)的J波峰位置得到第二參考點(diǎn)；

S603、根據(jù)所述第一參考點(diǎn)和所述第二參考點(diǎn)，計(jì)算得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間；

具體地，所述脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間為以心沖擊信號(hào)J波波峰為起點(diǎn)，以脈搏波主波一階微分最大值點(diǎn)為終點(diǎn)的時(shí)間差，如圖7所示。

S604、將所述脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間輸入血壓模型，計(jì)算得到血壓數(shù)據(jù)。

具體地，為了消除射血前期引起的血壓測(cè)量不準(zhǔn)確，本實(shí)施例利用心沖擊信號(hào)代替通常采用的心電信號(hào)，以心沖擊信號(hào)的J波波峰為起點(diǎn)，以脈搏波信號(hào)主波波峰一階微分最大值點(diǎn)為終點(diǎn)的時(shí)間差視為提取的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，這樣就除去了脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間中的血壓干擾因素，可以提高無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量的準(zhǔn)確性。

本實(shí)施例通過(guò)心沖擊信號(hào)代替通常采用的心電信號(hào)，消除射血前期對(duì)血壓測(cè)量結(jié)果的影響，提高了脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量血壓的準(zhǔn)確性；且計(jì)算簡(jiǎn)單，運(yùn)算量小，通過(guò)微處理器容易實(shí)現(xiàn)，進(jìn)一步能夠提高計(jì)算速度。

進(jìn)一步地，在上述方法實(shí)施例的基礎(chǔ)上，S601之前，還包括：

S600、首次采集血壓數(shù)據(jù)或復(fù)位時(shí)對(duì)所述血壓模型進(jìn)行校準(zhǔn)。

具體地，在首次測(cè)量時(shí)需要進(jìn)行血壓計(jì)算公式參數(shù)的校準(zhǔn)。要通過(guò)血壓校準(zhǔn)模塊確定血壓計(jì)算公式中的待定參數(shù)。參數(shù)確定以后，就可以進(jìn)行連續(xù)無(wú)創(chuàng)的血壓測(cè)量了。只有在第一次測(cè)量時(shí)需要進(jìn)行校準(zhǔn)，血壓數(shù)據(jù)采集裝置會(huì)記住已經(jīng)確定的血壓計(jì)算公式，后續(xù)測(cè)量中不需要在進(jìn)行校準(zhǔn)?？紤]到用戶測(cè)量的需要，或者會(huì)有不同用戶使用本血壓數(shù)據(jù)采集裝置的情況，血壓數(shù)據(jù)采集裝置設(shè)置復(fù)位鍵，按下復(fù)位鍵后，再進(jìn)行血壓測(cè)量時(shí)會(huì)提示需要進(jìn)行血壓校準(zhǔn)。

進(jìn)行血壓校準(zhǔn)的方法如圖8所示：當(dāng)用戶第一次使用血壓數(shù)據(jù)采集裝置，或按下復(fù)位鍵再次使用血壓數(shù)據(jù)采集裝置時(shí)，血壓數(shù)據(jù)采集裝置與上位機(jī)軟件連接后會(huì)提示“第一次使用需要校準(zhǔn)血壓”，隨后微處理器會(huì)進(jìn)入血壓校準(zhǔn)程序，這時(shí)，血壓數(shù)據(jù)采集裝置會(huì)同步采集用戶指端光電容積脈搏波信號(hào)和心沖擊信號(hào)，同時(shí)需要利用一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)血壓計(jì)測(cè)量用戶此時(shí)的標(biāo)準(zhǔn)血壓作為校準(zhǔn)參數(shù)，并將該校準(zhǔn)參數(shù)輸入到上位機(jī)軟件中，微處理器會(huì)計(jì)算出脈搏波信號(hào)和心沖擊信號(hào)的特征參數(shù)，并結(jié)合測(cè)量得到的校準(zhǔn)參數(shù)通過(guò)回歸分析計(jì)算出血壓模型的固定參數(shù)值，得到血壓計(jì)算的具體表達(dá)式。血壓校準(zhǔn)完成后，就可以進(jìn)行正常的血壓測(cè)量了。

進(jìn)一步地，在上述方法實(shí)施例的基礎(chǔ)上，S604具體包括：

收縮壓SBP為：

SBP＝A×PWTT+B (1)

其中，A、B、B₁和B₂均為預(yù)設(shè)常數(shù)，PWTT為所述脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間；所述血壓數(shù)據(jù)包括所述收縮壓和所述舒張壓。

其中，A、B可以通過(guò)血壓校準(zhǔn)時(shí)測(cè)得的SBP和PWTT回歸計(jì)算得到。收縮壓的公式利用平均壓(MAP)與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間(PWTT)進(jìn)行線性回歸獲得，首先計(jì)算平均壓：

MAP＝(2×DBP+SBP)÷3 (2)

MAP與PWTT的線性模型為：

MAP＝B₁+B₂×PWTT (3)

其中B₁和B₂為常數(shù)，再由MAP與DBP的關(guān)系，將公式(1)和公式(2)代入公式(3)推出收縮壓的計(jì)算公式(4)。

舒張壓DBP為：

本實(shí)施例基于動(dòng)脈收縮壓與動(dòng)脈脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間變化成正比的原理，利用測(cè)得血壓和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間做線性回歸得到。收縮壓計(jì)算方法通過(guò)研究MAP與PWTT的線性關(guān)系，發(fā)現(xiàn)二者高度相關(guān)，從將二者做線性回歸，在由MAP與DBP的關(guān)系推算得出收縮壓(SBP)的計(jì)算公式。

通過(guò)以上的實(shí)施方式的描述，本領(lǐng)域的技術(shù)人員可以清楚地了解到各實(shí)施方式可借助軟件加必需的通用硬件平臺(tái)的方式來(lái)實(shí)現(xiàn)，當(dāng)然也可以通過(guò)硬件?；谶@樣的理解，上述技術(shù)方案本質(zhì)上或者說(shuō)對(duì)現(xiàn)有技術(shù)做出貢獻(xiàn)的部分可以以軟件產(chǎn)品的形式體現(xiàn)出來(lái)，該計(jì)算機(jī)軟件產(chǎn)品可以存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)介質(zhì)中，如ROM/RAM、磁碟、光盤等，包括若干指令用以使得一臺(tái)計(jì)算機(jī)設(shè)備(可以是個(gè)人計(jì)算機(jī)，服務(wù)器，或者網(wǎng)絡(luò)設(shè)備等)執(zhí)行各個(gè)實(shí)施例或者實(shí)施例的某些部分所述的方法。

應(yīng)說(shuō)明的是：以上實(shí)施例僅用以說(shuō)明本發(fā)明的技術(shù)方案，而非對(duì)其限制；盡管參照前述實(shí)施例對(duì)本發(fā)明進(jìn)行了詳細(xì)的說(shuō)明，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解：其依然可以對(duì)前述各實(shí)施例所記載的技術(shù)方案進(jìn)行修改，或者對(duì)其中部分技術(shù)特征進(jìn)行等同替換；而這些修改或者替換，并不使相應(yīng)技術(shù)方案的本質(zhì)脫離本發(fā)明各實(shí)施例技術(shù)方案的精神和范圍。