在脈搏波法動脈血壓連續(xù)測量中的脈搏波傳導時間的獲取方法和裝置

1.?在脈搏波法動脈血壓連續(xù)測量中的脈搏波傳導時間的獲取方法，包 含下述內(nèi)容：
-為被測者建立脈搏波傳導時間與逐拍動脈血壓之間的回歸方程：
BP＝a+b*PWTT
式中BP為動脈血壓，PWTT為脈搏波傳導時間，a和b為回歸系數(shù)；
-用個體化校正技術確定被測者的回歸系數(shù)a和b；
-連續(xù)獲取被測者的脈搏波傳導時間PWTT；
其特征在于，所述獲取被測者脈搏波傳導時間PWTT的方法是：
-同步采集人體的脈博波、心電、心音信號，形成同步的脈博波、心電 和心音圖；
-通過上述三種信號圖，在同一心動周期中，以第二心音(S2)的第二成 分主動脈瓣關閉成分(A2)點作起點，以脈搏波降支(Au’)上切跡(In)出現(xiàn)的 時刻作終點，計算二者的時間差為脈博波傳導時間。
2.?根據(jù)權利要求1所述的在脈搏波法動脈血壓連續(xù)測量中的脈搏波傳 導時間的獲取方法，其特征在于：在同一心動周期中，獲取R波到第一心音 (S1)的二尖瓣關閉成分(M1)的時間為該周期的心臟收縮始期 (RWPIT)。
3.?根據(jù)權利要求1或2所述的在脈搏波法動脈血壓連續(xù)測量中的脈搏 波傳導時間的獲取方法，其特征在于：在同一心動周期中，用第一心音(S1) 的二尖瓣關閉成分(M1)到第二心音(S2)的第二成分主動脈瓣關閉成分 (A2)的時間，減去左室射血時間(LVET)獲取該周期的心臟等容收縮期 (ICT)；所述左室射血時間(LVET)是指左心室開始射血到射血結束的時 間，具體是取脈搏波起點(U)至切跡點(In)出現(xiàn)時刻之間的間距。

技術領域\n本發(fā)明屬一種人體動脈血壓測量中獲取相關數(shù)據(jù)的方法及裝置，特別是 對人體進行無創(chuàng)連續(xù)血壓測量中獲取相關數(shù)據(jù)的方法及裝置。\n背景技術\n血壓測量方法一般可以分為兩大類：有創(chuàng)測量和無創(chuàng)測量，無創(chuàng)法可分 成兩類：間歇式和連續(xù)式。間歇式測得的是在某特定測量時刻的血壓值。由 于每次心跳及每跳中每一時間點血液對動脈管壁的壓力均在變動中，此方法 測出的收縮壓和舒張壓不一定是被測者有代表性的血壓，且不是同一次心臟 搏動中的數(shù)值。連續(xù)式可以無間歇地測量血壓，它可以提供每搏血壓或連續(xù) 的動脈壓力波形。連續(xù)式無創(chuàng)血壓測量方法有張力法、恒定容積法、脈搏波 速法、多參數(shù)回歸分析法，其中脈搏波速法(脈搏波傳導時間法)最具實用 性。\n早在1922年，即有人發(fā)現(xiàn)脈搏波傳導速度(PWTV)或傳導時間(PWTT) 與動脈血壓有關，也與血管容積和血管壁彈性量有關；1957年，又有人提出 在一定范圍內(nèi)，PWTT和動脈血壓BP之間呈線性關系，而且這種關系在某一個 體身上，在一段時期內(nèi)是相對穩(wěn)定的?，F(xiàn)在醫(yī)學上已證明：在一定條件下， 脈搏波傳導時間與血壓之間的變化關系是生理學上明確的現(xiàn)象，在個體化校 正的前提下，可以通過脈搏波傳導時間的測量來表征血壓變化。\n運用上述方法時，人們根據(jù)脈搏波傳導時間PWTT與動脈血壓BP之間呈現(xiàn) 的線性關系，為被測者建立下述PWTT與逐拍動脈血壓BP之間的回歸方程：\nBP＝a+b*?PWTT????……(A)\n其中BP為動脈血壓，PWTT為脈搏波傳導時間，a和b為待定的回歸系數(shù)， a，b的大小是因人而異的，但同一個體在短時間內(nèi)，這一數(shù)值是確定的，這 樣只要通過個體化校正技術對每個個體確定了其個體化的回歸系數(shù)a和b，即 可根據(jù)上述方程(A)，利用脈搏波傳導時間PWTT(也可利用脈搏波傳導速 度PWTV)的連續(xù)測定來估算每一個體連續(xù)的動脈血壓BP。\n由于PWTT的測量比較方便而且其與血壓之間的變化關系也明確，所以采 用PWTT測量血壓變化的方法目前得到廣泛地采用，因而成為無創(chuàng)連續(xù)監(jiān)測血 壓變化的強有力手段。\n實施上述PWTT血壓連續(xù)測量方法時，對于回歸系數(shù)a和b的確定，目前已 有多種個體化校正確定方法；對于脈搏波傳導時間PWTT的獲取，現(xiàn)在普遍采 用以心電圖的R波峰值到在外周動脈處測得的同周期的脈搏波的起點u的時間 作為脈搏波傳導時間，這被稱為R波脈搏波傳導時間RWPWTT(參見圖1)；\n由于心電圖R波的峰值本身不能代表心臟射血的時刻，所以用上述方法 獲取的R波脈搏波傳導時間RWPWTT也就不能真正代表脈搏波從心臟傳播到外 周動脈處的時間，實際上，上述R波脈搏波傳導時間RWPWTT還包含了心臟收 縮始期RWPIT和等容收縮期ICT(參見圖2)，如果這兩種成分是常量，那么 他們不會對最終結果產(chǎn)生影響，但是如果是變量，則他們必然會影響脈搏波 傳導時間RWPWTT對血壓變化的準確表征。經(jīng)本申請人研究發(fā)現(xiàn)：上述RWPWTT 時間組成中的R波心臟收縮始期(RWPIT)與等容收縮期(ICT)在不同條件 下存在變異性，這勢必造成用R波脈搏波傳導時間測量血壓方法的不準確 性。\n特別是若采用上述方法的脈搏波傳導時間RWPWTT表征頭部血壓，由于 胸-頭距離短，傳導時間短，更會影響其準確性，頭部血壓變化既反映了腦 部供血情況，也體現(xiàn)出頭部血壓變化時心臟自主神經(jīng)的調(diào)節(jié)，頭部血壓變化 的連續(xù)監(jiān)測在航空、航天等軍事應用領域和臨床工作中具有重要意義，而現(xiàn) 有的R波脈搏波傳導時間RWPWTT測量血壓的方法因其不準確性而無法用于頭 部血壓變化的連續(xù)監(jiān)測。\n此外心臟功能與血壓變化密切相關，在連續(xù)測量血壓的同時，同步獲取 相關的動態(tài)心臟生理參數(shù)，對于進一步準確分析血壓變化原因等研究有著重 要的實際意義。\n發(fā)明內(nèi)容\n本發(fā)明要解決的技術問題是提供一種不僅操作方便、而且能夠提高測量 準確性的在動脈血壓連續(xù)測量中的脈搏波傳導時間的獲取方法及裝置。\n本發(fā)明進一步要解決的技術問題是提供一種可以同時獲取與血壓相關的 動態(tài)心臟生理參數(shù)的在動脈血壓連續(xù)測量中的脈搏波傳導時間的獲取方法及 裝置。\n解決上述技術問題的方法包含下述內(nèi)容：\n一為被測者建立脈搏波傳導時間與逐拍動脈血壓之間的回歸方程：\nBP＝a+b*PWTT\n式中BP為動脈血壓，PWTT為脈搏波傳導時間，a和b為回歸系數(shù)；\n一用個體化校正技術確定被測者的回歸系數(shù)a和b；\n一連續(xù)獲取被測者的脈搏波傳導時間PWTT；\n其特征在于，所述獲取被測者脈搏波傳導時間PWTT的方法是：\n一同步采集人體的脈博波、心電、心音信號，形成同步的脈博波、心電 和心音圖；\n-通過上述三種信號圖，在同一心動周期中，以第二心音S2的第二成分 主動脈瓣關閉成分A2點作起點，以脈搏波降支Au’上切跡In出現(xiàn)的時刻作終 點，計算二者的時間差為脈博波傳導時間。\n解決上述技術問題的裝置為：\n設有心電傳感器、脈搏波傳感器，所述的心電傳感器和脈搏波傳感器分 別通過調(diào)理電路與設有顯示屏的計算機數(shù)據(jù)處理器輸入端連接，其特征在 于：還設有心音傳感器，心音傳感器通過調(diào)理電路與所述的計算機數(shù)據(jù)處理 器輸入端連接。。\n本發(fā)明進一步方案獲取脈搏波傳導時間的方法至少包含下述兩部分內(nèi)容 之一：\n-在同一心動周期中，獲取R波到第一心音S1的二尖瓣關閉成分M1(第 一個高振幅、高頻成分)的時間為心臟收縮始期(RWPIT)；\n-在同一心動周期中，用第一心音S1的二尖瓣關閉成分M1到第二心音S2 的第二成分主動脈瓣關閉成分A2的時間，減去左室射血時間LVET獲取的心臟 等容收縮期ICT；所述左室射血時間LVET是指左心室開始射血(主動脈瓣開 放)到射血結束(主動脈瓣關閉)的時間，具體是取脈搏波起點U至切跡點 In出現(xiàn)時刻之間的間距。\n下面對本發(fā)明方法作進一步的說明，在每一心動周期中，隨著心肌的收 縮和舒張、瓣膜的開啟和關閉、血液渦流的產(chǎn)生和傳遞，可在心動周期中的 某些特定時刻，應用聽診器放在胸壁某些聽診部位，可以獲得心臟的正?；?異常聲音。如果應用傳感器將這些機械振動轉(zhuǎn)變?yōu)殡娏餍盘?，?jīng)放大后記錄 的曲線，稱為心音圖(phonocardiogram，PCG)。\n參見圖3，每一心動周期中應當出現(xiàn)四個心音，第一、二、三、四心音 分別表示為S1、S2、S3、S4；\n第一心音S1的二尖瓣成分表示為M1(表示左房室瓣關閉)；\n第一心音S1的三尖瓣成分表示為T1；\n第二心音S2的主動脈瓣關閉成分表示為A2；\n第二心音S2的肺動脈瓣成分表示為P2。\n用脈搏描記儀可以記錄淺表動脈脈搏的波形，這種記錄圖形稱為脈搏 圖，參見圖4：u稱為脈搏波起點，A為主波，B為潮波(重搏波前波)，C為 重搏波波峰，D為重搏波波谷，u’稱為下一個脈搏波起點。uA為上升支， Au’為下降支，T為心動周期。\n上升支(uA)：在心室快速射血期，動脈血壓迅速上升，管壁被擴張， 形成脈搏波形中的上升支。上升支的斜率和幅度受射血速度、心輸出量以及 射血所遇的阻力的影響。\n下降支(Au’)：心室射血的后期，射血速度減慢，降支表示心臟射血 進入緩慢射血期，此時因進入人動脈內(nèi)血量少于向外周流去的血量，所以動 脈壓力降低，血管口徑回縮形成降支的前段。降支中出現(xiàn)一個向上的波動為 正波，叫做重搏波。重搏波之前的一個小的向下的波叫負波，或者叫做波 谷、切跡或降中峽(Incisura)，常用In表示。負波的產(chǎn)生是由于心室開始 舒張，心室內(nèi)壓力迅速下降到低于主動脈內(nèi)壓力，血液向主動脈瓣方向回流 所引起的。重搏波是由于主動脈瓣突然關閉，血液向瓣膜沖擊，引起一個反 沖使動脈系統(tǒng)內(nèi)壓力又輕度升高而形成的。與此相對應的第二心音S2的第二 成分主動脈瓣關閉成分A2也是由于心室舒張，室內(nèi)壓突然下降，主動脈內(nèi)血 液反流引起主動脈瓣的關閉而產(chǎn)生的“關閉音”。\n由于脈搏波降支中的切跡In和心音圖中第二心音S2的第二成分A2都表示 了主動脈瓣關閉的時刻。在外周動脈獲得的脈搏波降支中的切跡In的出現(xiàn)時 刻要比心音圖中第二心音S2的第二成分A2出現(xiàn)的時刻有所延遲，延遲的時間 就是主動脈瓣突然關閉血液向瓣膜沖擊而形成的重搏波在血管內(nèi)傳播的時 間。而心音和脈搏波的波形形狀對于同一被試者在短期內(nèi)是不會發(fā)生變化 的，所以重搏波在血管內(nèi)傳播的時間就是脈搏波傳導時間。\n圖5是本發(fā)明以第二心音S2的第二成分(主動脈瓣關閉成分)A2計算脈 搏波傳導時間的示意圖。\n本發(fā)明進一步方案所獲得的心臟收縮始期(RWPIT)生理參數(shù)，一般指 左心室開始收縮，使得左心室內(nèi)壓力上升導致二尖瓣關閉的時間。以前通常 是采用心尖搏動圖ACG的C點代表左心室收縮開始，而以第一心音S1的第一個 高振幅、高頻成分M1作為二尖瓣關閉的標志。\n參見圖6，心尖搏動圖ACG包括四個波和五個特征點，其中C點是心房收 縮波結束(心房收縮完畢)，心室收縮波開始急劇上升之點，又稱心室收縮起 點，大體與心電圖ECG的R波頂峰時間一致。。\n由于心尖搏動圖ACG的記錄在臨床實際應用中非常容易受到體位姿態(tài)和 呼吸影響而記錄不到正確的ACG波形，所以C點的識別就十分困難。根據(jù)心尖 搏動圖ACG關于其特征點的定義和特性的描寫，C點與心電圖的R波位置是一 致的，而且RWPWTT中包括的就是R波到第一心音S1的二尖瓣成分(第一個高 振幅、高頻成分)M1的時間，所以本發(fā)明進一步方案連續(xù)測量血壓的方法中 采用R波到第一心音S1的二尖瓣成分M1的時間作為心臟收縮始期，記做 RWPIT。本方法更加簡單易行，易于操作。\n本發(fā)明進一步方案所獲得的另一心臟生理參數(shù)等容收縮期是心動周期中 十分重要的一個時相。它是指在心臟收縮始期以后，二尖瓣關閉到主動脈瓣 打開的時間。在二尖瓣關閉而主動脈瓣尚未打開以前，心室肌收縮，但是血 壓是不能被壓縮的，所以左心室容積不變而是壓力迅速升高。當心室內(nèi)壓力 超過主動脈內(nèi)血液壓力時，主動脈瓣打開，血液射出，等容收縮期結束。\n本發(fā)明進一步方案的方法借助脈搏波起點U和切跡點In進行取值。由于 脈搏波傳導需要一定時間，所以脈搏波的起點U和切跡點In出現(xiàn)的時刻要晚 于主動脈瓣開放和主動脈瓣關閉的時刻。但是U-In的時間間距與創(chuàng)傷性方法 測量的左心室射血時間LVET是相等的。所以可以采用しIn的時間間距代替 LVET，該方法簡單易行，具有無創(chuàng)性。\n本發(fā)明方法和裝置具有下述優(yōu)點：\n1、原有R波脈搏波傳導時間RWPWTT包含了心臟收縮始期RWPIT和等容收 縮期ICT，根據(jù)本申請人研究，證實了心臟收縮始期RWPIT與RWPWTT的同向變 化關系及對RWPWTT商值的夸大作用，以及等容收縮期ICT與RWPWTT的反向變 化關系及對RWPWTT的低估作用，因此本發(fā)明方法提出了準確獲取脈搏波傳導 時間的方法，排除了心臟收縮始期RWPIT和等容收縮期ICT對脈搏波傳導時間 的正向和反向干擾，將用本發(fā)明方法獲取的脈搏波傳導時間參數(shù)用于動脈血 壓的測量可提高連續(xù)測量血壓的準確性；\n2、本發(fā)明方法中獲取心音信號的過程與獲取心電圖信號同樣方便，所 以易于操作；\n3、由于本發(fā)明方法消除了原有R波脈搏波傳導時間測量方法中心臟收縮 始期RWPIT和等容收縮期ICT的干擾影響，提高了測量的準確性，所以可以用 于連續(xù)測量頭部血壓，解決了原有血壓測量中因胸-頭距離短、傳導時間 短，不能用于頭部血壓測量的難題。\n4、能夠在同一套裝置上，在利用心電圖的R波、心音圖和脈搏波三種信 號之間的時相關系連續(xù)測量血壓的同時，同步獲取其它與血壓密切相關的心 臟生理參數(shù)，為進一步利用這些參數(shù)對血壓變化與心臟生理功能之間關系的 分析和研究提供了便利；\n5、本發(fā)明進一步方案所能獲取的心臟收縮始期數(shù)值不僅能夠為進一步 分析研究血壓與心臟生理功能之間的關系提供便利，而且還可以作為評價心 臟前負荷的指標，從而為采用心臟收縮始期數(shù)值評價心臟前負荷指標提供了 一種無創(chuàng)測量方法；\n6、本發(fā)明進一步方案所能獲取的等容收縮期數(shù)值不僅能夠為進一步分 析研究血壓與心臟生理功能之間的關系提供便利，而且還可以作為評價心臟 后負荷的指標，從而為采用等容收縮期數(shù)值評價心臟后負荷提供了一種無創(chuàng) 測量方法。\n附圖說明\n圖1、現(xiàn)有技術用心電圖R波計算脈搏波傳導時間算法示意阻\n圖2、用現(xiàn)有技術獲取的R波脈搏波傳導時間RWPWTT的不同部分組成示意圖\n圖3、心音圖的四個組成成分圖\n圖4、脈搏波波形和特征點示意圖\n圖5、本發(fā)明方法以第二心音的第二成分A2計算脈搏波傳導時間示意圖\n圖6、心尖搏動圖\n圖7、實施本發(fā)明方法實施例的軟件流程圖\n圖8、本發(fā)明裝置方框原理圖\n具體實施方案\n本例是用于對人體頭部血壓進行連續(xù)測量時的脈搏波傳導時間參數(shù)的獲 取方法和裝置。\n先為被測者建立脈搏波傳導時間與逐拍動脈血壓之間的回歸方程：\nBP＝a+b*PWTT\n式中BP為動脈血壓，PWTT為脈搏波傳導時間，a和b為回歸系數(shù)；用個體 化校正技術確定被測者的回歸系數(shù)a和b；\n然后連續(xù)獲取被測者的脈搏波傳導時間PWTT，用方程BP＝a+b*PWTT 表征被測者的逐拍動脈血壓。\n獲取脈搏波傳導時間PWTT的方法是：\n將心電傳感器和心音傳感器附著在被測者體表，將脈搏波傳感器固定在 被測者頭部，傳感信號經(jīng)信號調(diào)理后輸入到計算機，計算機系統(tǒng)的軟件包括 兩大部分：數(shù)據(jù)實時顯示記錄和數(shù)據(jù)的分析計算，數(shù)據(jù)實時顯示記錄是采用 Visual?C++編寫，用以接收來自于采集電路的傳感采樣數(shù)據(jù)，并實時顯示， 然后將原始數(shù)據(jù)和部分關鍵中間結果記錄在磁盤文件中；數(shù)據(jù)分析軟件采用 Matlab?6.5編程實現(xiàn)，該軟件具有強大的計算能力，通過編程可以使其同樣 具有與其它高級編程語言同樣的界面交互能力，經(jīng)過Matlab編程實現(xiàn)的數(shù)據(jù) 分析軟件將記錄的數(shù)據(jù)進行處理，提取有關波形的特征點，并計算出相應指 標和繪制圖形。\n根據(jù)計算機輸出的同一時序的心電圖、心音圖、脈搏波圖，本例以第二 心音的第二成分(主動脈瓣關閉成分)A2計算脈搏波傳導時間。即以第二心 音的第二成分A2做起點，脈搏波降支A0’上切跡In出現(xiàn)的時刻為終點，計算 脈博波傳導時間A2PWTT：\n?A2PWTT＝In-A2\n上述算法需要確定兩個特正點：A2和In。\n判定A2特征點的原則是：\n一、確定心電圖的R波位置，\n1-1、計算心電信號的五點一階微分diffECG，并在其中尋找第一個最大 負微分值出現(xiàn)的位置dPeakECG，該值的位置一般位于R波的下降或上升支 上，并以該最大負微分值dECG為R波微分特征閾值；\n1-2、根據(jù)心電圖QRS波的時間跨度為60-110ms，在dPeakECG左右各40ms 的范圍內(nèi)，在原始心電信號中尋找最大峰值點出現(xiàn)的位置RECG，即為R波的 位置；\n1-3、以1-1和1-2步驟重復尋找下一個R波，并計算RR間期RRtime。將 RRtime作為RR間期匹配模板值；\n1-4、以R波微分特征閾值和RR間期匹配模板值為參考，從第二個R波的 位置開始越過比RR間期匹配模板值略微短的時間長度(根據(jù)相鄰RR間期變化 最大不會超過100ms，確定略微縮短100ms)，尋找一定范圍內(nèi)微分值與R波 微分特征閾值相差小于20％的點作為新的R波的負微分值dECGtemp。并在此點 左右各40ms的范圍內(nèi)，在原始心電信號中尋找最大峰值點出現(xiàn)的位置RECG， 即為R波的位置；\n1-5、更新RR間期匹配模板值，以R波的位置為基準求取該QRS波中的最 大負微分值dECG，并以此值更新R波微分特征閾值；\n1-6、循環(huán)執(zhí)行1-4和1-5步驟，計算得到所有的R波位置數(shù)據(jù)；\n二、根據(jù)心音理論，第二心音中最早出現(xiàn)的高頻率、高振幅波為主動脈 瓣關閉成分，對心音信號進行處理后，求取第二心音中最早出現(xiàn)的高頻率、 高振幅波的峰值位置作為A2。\n2-1、第一和第二心音肯定出現(xiàn)在R波之后，所以根據(jù)R波的位置，將其 后的時間跨度為RR間期匹配模板值的數(shù)據(jù)求均值；\n2-2、以均值為零點，將心音信號求絕對值，必然會在R波以后和RR間期 匹配模板值以內(nèi)出現(xiàn)兩個較大的包絡，即第一和第二心音包絡；\n2-3、對絕對值信號做歸一化處理，并以50％為閾值，大于該閾值的包絡 就只有第一和第二心音；\n2-4、對2-3步驟得到的信號進行平滑處理，并以平滑以后的信號的50％ 為閾值，大于該閾值為1，小于為0，將得到一個只有兩個正脈沖的數(shù)字信 號，第一個脈沖的上升沿就是第二心音出現(xiàn)的粗略時刻，記錄該位置為 PCG2。\n2-5、由于整個第二心音持續(xù)的時間為70-80ms，所以從PCG2位置左右各 50ms的范圍內(nèi)計算五點一階微分，由于A2為高頻高振幅信號，所以該信號 的一階微分值必然大于前面的低頻低振幅的第一成分信號，而且是突然變 化，效仿2-2步驟計算微分結果的包絡，記錄包絡信號大于基線均值的第一 個點為BeginA2；\n2-6、計算BeginA2以后微分值方向改變的點作為EndA2；\n2-7、在BeginA2和EndA2之間尋找最大或最小值點作為A2；\nIn的判定原則：\n由于外周脈搏波切跡出現(xiàn)肯定會晚于A2的出現(xiàn)，所以可以通過A2作為 判斷的起點；\n對脈搏波上對應A2時刻的時刻作為計算起點，向后300ms以內(nèi)做五點一 階微分(以該算法計算的脈搏波傳導時間不大于300ms)，由于切跡點對應的 是脈搏波上的波谷點，那么也就是微分方向從負變正的點，以該點作為In。\n圖7為實施上述方法的計算機軟件流程圖。\n按上述規(guī)則計算的特征點一般來說是準確的，可以正確處理數(shù)據(jù)文件。 但當出現(xiàn)因被試者之間的個體差異比較嚴重，信號受到干擾造成波形改變而 影響算法識別的情況時，需要在特征點識別上增加人工干預修正的環(huán)節(jié)。\n在連續(xù)測量頭部血壓過程中本例利用心電、心音、脈搏波圖獲取脈搏波 傳導時間時，還可同步獲取被測者的心臟收縮始期和等容收縮期數(shù)值，方法 是：\n在同一心動周期中，獲取R波到第一心音S1的二尖瓣關閉成分M1(第一 個高振幅、高頻成分)的時間為心臟收縮始期RWPIT；\n在同一心動周期中，用第一心音S1的二尖瓣關閉成分M1到第二心音S2的 第二成分主動脈瓣關閉成分A2的時間，減去左室射血時間LVET獲取心臟等容 收縮期ICT；所述左室射血時間LVET是指左心室開始射血(主動脈瓣開放) 到射血結束(主動脈瓣關閉)的時間，具體是取脈搏波起點0至切跡點In出 現(xiàn)時刻之間的間距。\n實施上述方法采用的裝置為：\n脈搏波傳感器是氣囊型脈搏波傳感器，其結構是：將壓力傳感器固定于 裝在平板基座上的電路板上，平板基座與氣囊固定連接，壓力傳感器管腳引 線從側部引出，基座中部留有通氣孔，以保證內(nèi)外氣體壓力平衡。\n壓力傳感器采用美國SMI公司開發(fā)的硅微結構壓阻式傳感器5350-008， 滿量程為0.8psi(5kPa，40mmHg)。其基片可直接作為測量傳感元件，擴散 電阻在基片內(nèi)接成電橋形式。當基片受到外力作用而產(chǎn)生形變時，各電阻值 將發(fā)生變化，電橋就會產(chǎn)生相應的不平衡輸出。使用時，用彈性帶將傳感器 固定在動脈上，不能固定太緊，以免影響脈搏波的傳播和防止氣囊內(nèi)的壓阻 式傳感器處于非線性區(qū)域。本例設有兩個脈搏波傳感器，分別固定在被測者 頭部兩側的太陽穴上。\n心音傳感器采用有源心音用振動傳感器，其內(nèi)部包括有放大電路，所以 具有良好的抗干擾性能，能夠有效地拾取小于等于100Hz的低頻信號，采用 正負3.3伏雙電源供電，工作電流為110μA。具有體積小，能夠防水的特 點。\n心電傳感器為常規(guī)的心電探頭。\n脈搏波傳感器、心音傳感器、心電傳感器分別通過脈搏波調(diào)理電路、 心音調(diào)理電路、心電放大電路接數(shù)據(jù)處理計算機。\n傳感器、調(diào)理電路、數(shù)據(jù)處理計算機均可采用現(xiàn)有的心電圖、脈博波 圖、心音圖的數(shù)據(jù)采集、調(diào)理、圖像形成技術實施。