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1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 (10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201810325179.6 (22)申请日 2018.04.12 (71)申请人 中国医学科学院生物医学工程研究 所 地址 300192 天津市南开区白堤路236号 (72)发明人 王磊 刘伟超 李迎新 (74)专利代理机构 天津市北洋有限责任专利代 理事务所 12201 代理人 李丽萍 (51)Int.Cl. A61B 5/0285(2006.01) A61B 5/021(2006.01) A61B 5/02(2006.01) (54)发明名称 一种脉搏波波速检测方法及装置 。
2、(57)摘要 本发明公开了一种脉搏波波速检测方法及 装置， 涉及生物医疗技术领域， 包括： 通过心电检 测传感器， 将心电电极与被检测者的相应位置的 皮肤接触， 测得心电信号； 将双通道压力脉搏波 传感器分别置于所述被检测者左、 右手腕桡动脉 处皮肤表面， 测得第一脉搏波信号和第二脉搏波 信号； 通过光电传感器采用常规基于光电容积脉 搏波的方法， 测量光电容积脉搏波信号； 基于所 述心电信号、 所述第一脉搏波信号和第二脉搏波 信号、 所述光电容积脉搏波信号， 建立脉搏波波 速的计算方法； 解决现有技术中的检测装置在临 床操作上难度很高， 临床测量过程中需要经过专 业培训后的技术师操作， 而且相。
3、关设备造价昂贵 的技术问题。 权利要求书2页 说明书8页 附图3页 CN 108742588 A 2018.11.06 CN 108742588 A 1.一种脉搏波波速检测方法， 其特征在于， 包括以下步骤： 步骤一、 通过心电检测传感器测得被检测者的心电信号； 步骤二、 通过光电传感器采用基于光电容积脉搏波的方法， 测量被检测者左手指尖处 的光电容积脉搏波信号或是右手指尖处的光电容积脉搏波信号； 步骤三、 通过压力脉搏波传感器测得被检测者左手腕桡动脉处的压力脉搏波信号或是 右手腕桡动脉处的压力脉搏波信号； 步骤四、 根据所述心电信号、 所述脉搏波信号和所述光电容积脉搏波信号， 按照式(1) 。
4、求得脉搏波波速 ： 式(1)中， 为光电容积脉搏波检测的脉搏波波速的加权系数， 的取值范围为0,1； 为压力脉搏波波速的加权系数， 的取值范围为0,1； S1为自光电传感器测量位点沿被检测者体表至被检测者心脏位置的长度； S2为自压力脉搏波传感器测量位点沿被检测者体表至被检测者心脏位置的长度； T1为所述心电信号波峰和与该心电信号波峰对应的所述光电容积脉搏波信号波峰的 时间差； T2为所述心电信号波峰和与该心电信号波峰对应的所述压力脉搏波信号波峰的时间 差。 2.根据权利要求1所述脉搏波波速检测方法， 其特征在于， 步骤四中， 所述心电信号波 峰和与该心电信号波峰对应的所述光电容积脉搏波信号波。
5、峰的时间差T1的计算方法是： 通过所述光电容积脉搏波信号获得光电容积脉搏波信号的波峰时间点， 计算该波峰时间点 与心电信号S波拐点的时间差。 3.根据权利要求1所述脉搏波波速检测方法， 其特征在于， 步骤四中， 所述心电信号波 峰和与该心电信号波峰对应的所述压力脉搏波信号波峰的时间差T2的计算方法是： 通过 所述压力脉搏波信号获得压力脉搏波信号的波峰时间点， 计算该波峰时间点与心电信号S 波拐点的时间差。 4.一种脉搏波波速检测装置， 其特征在于， 所述装置包括： 心电检测传感器、 压力脉搏波传感器、 光电传感器、 信号处理模块和计算机； 所述心电检测传感器用于采集心电信号； 所述压力脉搏波传。
6、感器用于采集脉搏波信号； 所述光电传感器用于采集光电容积脉搏波信号； 所述信号处理模块的输入端分别与所述心电检测传感器、 压力脉搏波传感器、 光电传 感器的输出端连接， 接收所述心电信号、 所述脉搏波信号和所述光电容积脉搏波信号； 所述计算机的输入端与所述信号处理模块的输出端连接， 根据所述信号处理模块处理 后获得的数字信号计算得到脉搏波波速； 同时显示所述数字信号和脉搏波波速。 5.根据权利要求4所述脉搏波波速检测装置， 其特征在于， 所述心电检测传感器为三通道心电检测传感器， 所述压力脉搏波传感器为双通道压力 脉搏波传感器； 权 利 要 求 书 1/2 页 2 CN 108742588 A。
7、 2 所述信号处理模块具体包括： 三通道心电前端调理电路， 所述三通道心电前端调理电路与所述三通道心电检测传感 器的输出端连接； 光电、 双通道脉搏波前端调理电路， 所述光电、 双通道脉搏波前端调理电路分别与所述 双通道压力脉搏波传感器、 所述光电传感器的输出端连接； 第一ADC模块， 所述第一ADC模块的输入端与所述三通道心电前端调理电路的输出端连 接， 将接收到的模拟信号转换成数字信号并输出； 第二ADC模块， 所述第二ADC模块的输入端与所述光电、 双通道脉搏波前端调理电路的 输出端连接， 将接收到的模拟信号转换成数字信号并输出； 单片机， 所述单片机的输入端与所述第一ADC模块和所述第。
8、二ADC模块的输出端连接， 输出端与所述计算机的输入端连接， 接收所述数字信号并输入至所述计算机； 供电电源电路， 所述供电电源电路与所述三通道心电前端调理电路、 所述光电、 双通道 脉搏波前端调理电路、 所述单片机连接， 为所述三通道心电前端调理电路、 所述光电、 双通 道脉搏波前端调理电路、 所述单片机提供电力。 权 利 要 求 书 2/2 页 3 CN 108742588 A 3 一种脉搏波波速检测方法及装置 技术领域 0001 本发明涉及医疗器械技术领域， 尤其涉及一种脉搏波波速检测方法及装置。 背景技术 0002 中国心血管疾病危险因素流行趋势愈趋明显， 尤其是人口老龄化及城镇化进程。
9、的 加速， 导致了心血管疾病发病人数持续增加。 而脉搏波波速(PWV)是衡量动脉硬化的一个重 要指标， 动脉硬化程度越高， 脉搏波传导速度越大。 0003 目前测量脉搏波波速的装置最具有代表性的是国际上最权威的动脉硬化检测的 金标准颈股脉搏波传导速度CF-PWV。 另外， CF-PWV是判定大动脉弹性， 外周血管弹性并不在 测量考虑范围之内。 0004 但本发明申请人在本申发明的研发过程中， 发现上述现有技术至少存在如下技术 问题： 虽然基于压力脉搏波的颈股动脉的传导速度测量已经得到临床的认可， 但在临床操 作上难度很高， 临床测量过程中需要经过专业培训后的技术师操作， 而且相关设备造价昂 贵。
10、。 发明内容 0005 本发明实施例提供了一种脉搏波波速检测方法和装置， 用来解决现有技术中的检 测装置在临床操作上难度高， 临床测量过程中需要经过专业培训后的技术师操作， 而且相 关设备造价昂贵的技术问题， 实现了能够对相同时刻心血管的心电、 光电血流、 压力脉搏波 的信号综合分析， 计算出脉搏波传导速度， 为临床动脉硬化的评价提供一种新的手段的技 术效果。 0006 一方面， 为了解决上述问题， 本发明实施例提供了一种脉搏波波速检测方法， 包括 以下步骤： 0007 步骤一、 通过心电检测传感器测得被检测者的心电信号； 0008 步骤二、 通过光电传感器采用基于光电容积脉搏波的方法， 测量。
11、被检测者左手指 尖处的光电容积脉搏波信号或是右手指尖处的光电容积脉搏波信号； 0009 步骤三、 通过压力脉搏波传感器测得被检测者左手腕桡动脉处的压力脉搏波信号 或是右手腕桡动脉处的压力脉搏波信号； 0010 步骤四、 根据所述心电信号、 所述脉搏波信号和所述光电容积脉搏波信号， 按照式 (1)求得脉搏波波速 ： 0011 0012 式(1)中， 0013 为光电容积脉搏波检测的脉搏波波速的加权系数， 的取值范围为0,1； 0014 为压力脉搏波波速的加权系数， 的取值范围为0,1； 0015 S1为自光电传感器测量位点沿被检测者体表至被检测者心脏位置的长度； 说 明 书 1/8 页 4 CN。
12、 108742588 A 4 0016 S2为自压力脉搏波传感器测量位点沿被检测者体表至被检测者心脏位置的长度； 0017 T1为所述心电信号波峰和与该心电信号波峰对应的所述光电容积脉搏波信号 波峰的时间差； 0018 T2为所述心电信号波峰和与该心电信号波峰对应的所述压力脉搏波信号波峰 的时间差。 0019 进一步讲， 本发明提出的脉搏波波速检测方法， 其中， 步骤四中， 所述心电信号波 峰和与该心电信号波峰对应的所述光电容积脉搏波信号波峰的时间差T1的计算方法是： 通过所述光电容积脉搏波信号获得光电容积脉搏波信号的波峰时间点， 计算该波峰时间点 与心电信号S波拐点的时间差。 0020 步骤。
13、四中， 所述心电信号波峰和与该心电信号波峰对应的所述压力脉搏波信号波 峰的时间差T2的计算方法是： 通过所述压力脉搏波信号获得压力脉搏波信号的波峰时间 点， 计算该波峰时间点与心电信号S波拐点的时间差。 0021 另一方面， 本发明还提供了一种脉搏波波速检测装置， 该装置包括： 心电检测传感 器、 压力脉搏波传感器、 光电传感器、 信号处理模块和计算机； 所述心电检测传感器用于采 集心电信号； 所述压力脉搏波传感器用于采集脉搏波信号； 所述光电传感器用于采集光电 容积脉搏波信号； 所述信号处理模块的输入端分别与所述心电检测传感器、 压力脉搏波传 感器、 光电传感器的输出端连接， 接收所述心电信。
14、号、 所述脉搏波信号和所述光电容积脉搏 波信号； 所述计算机的输入端与所述信号处理模块的输出端连接， 根据所述信号处理模块 处理后获得的数字信号计算得到脉搏波波速； 同时显示所述数字信号和脉搏波波速。 0022 进一步讲， 本发明提出的脉搏波波速检测装置， 其中， 所述心电检测传感器为三通 道心电检测传感器， 所述压力脉搏波传感器为双通道压力脉搏波传感器； 所述信号处理模 块具体包括： 三通道心电前端调理电路， 所述三通道心电前端调理电路与所述三通道心电 检测传感器的输出端连接； 光电、 双通道脉搏波前端调理电路， 所述光电、 双通道脉搏波前 端调理电路分别与所述双通道压力脉搏波传感器、 所述。
15、光电传感器的输出端连接； 第一ADC 模块， 所述第一ADC模块的输入端与所述三通道心电前端调理电路的输出端连接， 将接收到 的模拟信号转换成数字信号并输出； 第二ADC模块， 所述第二ADC模块的输入端与所述光电、 双通道脉搏波前端调理电路的输出端连接， 将接收到的模拟信号转换成数字信号并输出； 单片机， 所述单片机的输入端与所述第一ADC模块和所述第二ADC模块的输出端连接， 输出 端与所述计算机的输入端连接， 接收所述数字信号并输入至所述计算机； 供电电源电路， 所 述供电电源电路与所述三通道心电前端调理电路、 所述光电、 双通道脉搏波前端调理电路、 所述单片机连接， 为所述三通道心电前。
16、端调理电路、 所述光电、 双通道脉搏波前端调理电 路、 所述单片机提供电力。 0023 与现有技术相比， 本发明的有益效果是： 0024 (1)本发明实施例提供了一种脉搏波波速检测方法， 通过心电检测传感器， 将心电 电极与被检测者的相应位置的皮肤接触， 测得心电信号； 将双通道压力脉搏波传感器分别 置于所述被检测者左、 右手腕桡动脉处皮肤表面， 测得第一脉搏波信号和第二脉搏波信号； 通过光电传感器采用常规基于光电容积脉搏波的方法， 测量光电容积脉搏波信号； 基于所 述心电信号、 所述第一脉搏波信号和第二脉搏波信号、 所述光电容积脉搏波信号， 获得脉搏 波波速的检测结果。 解决现有技术中的检测。
17、装置在临床操作上难度很高， 临床测量过程中 说 明 书 2/8 页 5 CN 108742588 A 5 需要经过专业培训后的技术师操作， 而且相关设备造价昂贵的技术问题， 实现了能够对相 同时刻心血管的心电、 光电血流、 压力脉搏波的信号综合分析， 计算出脉搏波传导速度， 为 临床动脉硬化的评价提供一种新的手段的技术效果。 0025 (2)本发明实施例通过采用光电传感器采用常规基于光电容积脉搏波的方法， 解 决现有技术中的检测装置在临床操作上难度很高， 临床测量过程中需要经过专业培训后的 技术师操作， 而且相关设备造价昂贵的技术问题， 达到了光电法测量的探头小巧， 灵活性 好， 无创放置皮肤。
18、测量的方式多样， 抗干扰能力相比压力脉搏波测量方式强， 临床可操作性 更好的技术效果。 0026 (3)本发明实施例通过加入光电容积脉搏波监测脉搏波传导速度方法， 进一步达 到了增加了光电法的测量维度， 光电外周末梢血管血流信号的测量使系统测量方法考虑了 外周血管硬化程度的技术效果。 0027 (4)本发明实施例通过多模式的多点测量和模型修正， 达到了提高传导速度的准 确性， 能够降低系统误差的技术效果。 附图说明 0028 图1为本发明脉搏波波速检测方法的流程图； 0029 图2为本发明脉搏波波速检测方法的示意图； 0030 图3为本发明脉搏波波速检测装置的结构图； 0031 图4是本发明方。
19、法中有关时间差的定义示意图。 0032 附图标记： 1-心电电极， 2-双通道压力脉搏波传感器， 3-光电血流检测探头， 4-信 号处理模块， 5-计算机， 6-显示器， 7-心电信号， 8、 9-压力脉搏波信号， 10-光电容积脉搏波 信号。 具体实施方式 0033 为了更清楚地说明本发明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一简单地介绍， 显而易见地， 下面描述中的附图是本发 明的一些实施例， 对于本领域普通技术人员来讲， 在不付出创造性劳动的前提下， 还可以根 据这些附图获得其他的附图。 0034 本发明实施例提供了一种脉搏波波速检测方法和装置。
20、， 解决了现有技术中的检测 装置在临床操作上难度很高， 临床测量过程中需要经过专业培训后的技术师操作， 而且相 关设备造价昂贵的技术问题。 0035 本发明提出的一种脉搏波波速检测方法， 其设计思路是： 通过心电检测传感器， 将 心电电极与被检测者的相应位置的皮肤接触， 测得心电信号； 将压力脉搏波传感器置于所 述被检测者左或右手腕桡动脉处皮肤表面， 测得脉搏波信号； 通过光电传感器采用常规基 于光电容积脉搏波的方法， 测量光电容积脉搏波信号； 基于所述心电信号、 所述脉搏波信号 和所述光电容积脉搏波信号， 最终通过本发明建立的计算脉搏波波速的数学模型计算得到 脉搏波波速。 该脉搏波波速检测方。
21、法的具体步骤如下： 0036 步骤一、 通过心电检测传感器测得被检测者的心电信号； 0037 步骤二、 通过光电传感器采用基于光电容积脉搏波的方法， 测量被检测者左手指 说 明 书 3/8 页 6 CN 108742588 A 6 尖处的光电容积脉搏波信号或是右手指尖处的光电容积脉搏波信号； 0038 步骤三、 通过压力脉搏波传感器测得被检测者左手腕桡动脉处的压力脉搏波信号 或是右手腕桡动脉处的压力脉搏波信号； 0039 步骤四、 根据所述心电信号、 所述脉搏波信号和所述光电容积脉搏波信号， 按照式 (1)求得脉搏波波速 ： 0040 0041 式(1)中， 0042 为光电容积脉搏波检测的脉。
22、搏波波速的加权系数， 的取值范围为0,1； 0043 为压力脉搏波波速的加权系数， 的取值范围为0,1； 0044 S1为自光电传感器测量位点沿被检测者体表至被检测者心脏位置的长度； 0045 S2为自压力脉搏波传感器测量位点沿被检测者体表至被检测者心脏位置的长度； 0046 T1为所述心电信号波峰和与该心电信号波峰对应的所述光电容积脉搏波信号 波峰的时间差， 本发明中， 通过所述光电容积脉搏波信号获得光电容积脉搏波信号的波峰 时间点， 计算该波峰时间点与心电信号S波拐点的时间差， 如图4所示。 0047 T2为所述心电信号波峰和与该心电信号波峰对应的所述压力脉搏波信号波峰 的时间差， 本发明。
23、中， 通过所述压力脉搏波信号获得压力脉搏波信号的波峰时间点， 计算该 波峰时间点与心电信号S波拐点的时间差， 如图4所示。 0048 本发明的优选实施方案中可以采用引进多个权重变量， 以提高准确度及降低系统 的误差， 例如， 本发明中所述压力脉搏波传感器优选为双通道压力脉搏波传感器， 将双通道 压力脉搏波传感器分别置于所述被检测者左、 右手腕桡动脉处皮肤表面， 测得第一脉搏波 信号和第二脉搏波信号； 通过光电传感器采用常规基于光电容积脉搏波的方法， 测量光电 容积脉搏波信号； 基于所述心电信号、 所述第一脉搏波信号和第二脉搏波信号、 所述光电容 积脉搏波信号， 利用下述计算脉搏波波速的数学模型。
24、计算得到脉搏波波速。 0049 0050 其中， 为光电容积脉搏波检测的脉搏波波速的加权系数； 1为第一脉搏波信号的 加权系数； 2为第一脉搏波信号的加权系数； S1为自光电传感器测量位点沿被检测者体表至 被检测者心脏位置的长度； S2和S3分别为自双通道压力脉搏波传感器测量位点沿被检测者 体表至被检测者心脏位置的长度。 0051 采用双通道压力脉搏波传感器实现了能够对相同时刻心血管的心电、 光电血流、 压力脉搏波的信号综合分析， 计算出脉搏波传导速度， 为临床动脉硬化的评价提供一种新 的手段的技术效果。 0052 为使本发明实施例的目的、 技术方案和优点更加清楚， 下面将结合本发明实施例 中。
25、的附图， 对本发明实施例中的技术方案进行清楚、 完整地描述， 显然， 所描述的实施例是 本发明一部分实施例， 而不是全部的实施例。 基于本发明中的实施例， 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， 都属于本发明保护的范围。 0053 实施例一 0054 本发明实施例提供了一种脉搏波波速检测方法， 请参考图1， 所述方法包括： 说 明 书 4/8 页 7 CN 108742588 A 7 0055 脉搏波传导速度的经典原理是通过测量动脉节段的体表距离L和脉搏波传导时间 PTT求得， PWVL/PTT。 现有的公认成熟的测量技术手段是通过压力脉搏波测量颈股脉搏波 传导。
26、速度， 由于压力脉搏波测量方式存在固定难， 易受干扰的缺点， 加上颈部和股动脉处的 测量部位特殊复杂， 操作要求很高， 临床实用性相对不足。 0056 基于此， 本发明提供了基于心电、 光电血流、 压力脉搏波的信号综合分析计算传导 速度， 通过多模式的传感器获取心电、 光电脉搏波、 压力脉搏波推导出脉搏波波速。 本实施 方式采用三导联的心电电极、 单个光电容积脉搏波传感器、 双通道压力脉搏波传感器， 其工 作原理和执行步骤如下： 0057 步骤110： 通过心电检测传感器， 将心电电极与被检测者的相应位置的皮肤接触， 测得心电信号； 0058 进一步的， 通过所述心电电极获得的心电信号， 进行。
27、Q-R-S检测， 获取信号拐点S， 记录此刻为脉搏波传导时间起始点。 0059 具体而言， 所述的心电采集方式包括单导联、 标准三导联、 标准五导联、 标准十二 导联； 本发明优选地使用了三导联的心电电极。 所述心电电极1包括三导联的心电电极片， 分别为LL、 LA， RA， 电极LL放在左锁骨中线6、 7肋间之交点， 电极LA放在左锁骨中线与第2肋 间之交点， 电极RA放在右锁骨中线与第2肋间之交点， 电极片在去除皮肤角质层后紧贴皮 肤， 测得心电信号。 所述Q-R-S检测即心电波形拐点检测。 0060 步骤120： 将双通道压力脉搏波传感器分别置于所述被检测者左、 右手腕桡动脉处 皮肤表面。
28、， 测得第一脉搏波信号和第二脉搏波信号； 0061 进一步的， 获得第一脉搏波信号8的波峰时间点P1， 计算波峰时间点P1与心电信号 7的S波拐点的时间差T2； 获得第二脉搏波信号9的波峰时间点P2， 计算波峰时间点P2与心 电信号S波拐点的时间差T3。 如图4所示。 0062 具体而言， 所述将双通道压力脉搏波传感器分别置于所述被检测者左、 右手腕桡 动脉处皮肤表面， 从左手测得一个脉搏波信号， 从右手侧的一个脉搏波信号， 即为所述第一 脉搏波信号和第二脉搏波信号， 其中， 所述第一脉搏波信号可以是左手测得的信号， 也可以 是右手测得的信号， 所述第二脉搏波信号可以是左手测得的信号， 也可以。
29、是右手测得的信 号， 仅为区分获得的两个脉搏波信号， 并不具体限制哪个为左手获得脉搏波信号。 0063 步骤130： 通过光电传感器采用常规基于光电容积脉搏波的方法， 测量光电容积脉 搏波信号； 0064 进一步的， 获得光电容积脉搏波信号10的波峰时间点P3， 计算波峰时间点P3与心 电信号S波拐点的时间差T1。 0065 具体而言， 所述光电传感器的光电血流检测探头紧贴于末梢血管丰富的皮肤表面 部位。 优选地， 所述的部位是食指指尖、 耳垂、 头部额头正中。 0066 步骤140： 基于所述心电信号、 所述第一脉搏波信号和第二脉搏波信号、 所述光电 容积脉搏波信号， 获得脉搏波波速的计算结。
30、果： 0067 0068 其中， 为光电容积脉搏波检测的脉搏波波速的加权系数； 1为第一脉搏波信号的 加权系数； 2为第一脉搏波信号的加权系数； S1为心电检测传感器测量位点与心脏的体表距 说 明 书 5/8 页 8 CN 108742588 A 8 离； S2为双通道压力脉搏波传感器测量位点与心脏的体表距离； S3为光电传感器测量位点与 心脏的体表距离。 的加权系数取值范围0,1， 的加权系数取值范围0,1。 0069 进一步的， 通过脉搏波波速测量的金标准建立脉搏波波速的计算模型， 推导并确 定权重系数 、 1、 2。 0070 具体而言， 基于多模式的三种传感器的同步测量信号， 建立PW。
31、V的计算模型： 0071 0072 其中， 、 为待定系数， 为光电容积脉搏波检测的脉搏波波速的加权系数， 为压 力脉搏波波速的加权系数； S1、 S2分别为各传感器的测量位点距离心脏的血管长度。 0073 所述的PWV检测方法， 通过PWV测量的金标准： 经超声多普勒测量脉搏波传播速度 s， 基于测试者的金标准实验数据 s和对应测试者的S/T值建立PWV的计算模型， 推导并确 定权重系数 、 ； 0074 所述的PWV的权重因子S/T不限于由一个光电传感器和一个压力传感器构成， 可 通过加入的多个传感器而添加相应的权重因子完善所述的计算模型； 两个光电传感器和两 个压力传感器构成的计算模型如。
32、下： 0075 0076 其中， 1为其中一个光电传感器检测计算得到的脉搏波波速加权系数， 2为另一个 光电传感器检测计算得到的脉搏波波速加权系数； 1为其中一个压力传感器检测计算的脉 搏波波速加权系数， 2为另一个压力传感器检测计算的脉搏波波速加权系数； 其中 1、 2的 加权系数取值范围0,1， 1、 2的加权系数取值范围0,1； S1、 S2、 S3、 S4分别为各传感器的 测量位点与心脏的体表距离。 0077 实施例二 0078 本发明还提供了一种脉搏波波速检测的装置， 如图2和3所示， 所述装置包括： 0079 心电检测传感器， 所述心电检测传感器为三通道心电检测传感器， 所述心电检。
33、测 传感器输入端连接心电电极1， 所述心电电极1与被检测者胸前接触， 采集心电信号； 0080 压力脉搏波传感器， 所述压力脉搏波传感器为双通道压力脉搏波传感器2， 所述双 通道压力脉搏波传感器2的输入端与被检测者所述被检测者左、 右手腕桡动脉处皮肤表面 接触， 采集第一脉搏波信号和第二脉搏波信号； 光电传感器， 所述光电传感器的输入端与被 检测者食指皮肤接触， 采集光电容积脉搏波信号； 信号处理模块4， 所述信号处理模块4的输 入端分别与所述心电检测4传感器、 双通道压力脉搏波传感器2、 光电传感器的输出端连接， 接收所述心电信号、 所述第一脉搏波信号和第二脉搏波信号、 所述光电容积脉搏波信。
34、号。 0081 设置于被测者三导联的心电电极1置于胸前用于心电信号采集， 三个心电电极1采 集的信号输入到信号处理模块4； 设置于被测者的双通道压力传感器2用于脉搏波的检测， 所述双通道压力脉搏波传感器2测得的脉搏波信号输入到信号处理模块4； 所述光电传感器 的光电血流检测探头3通过导线与双通道压力传感器2采集的脉搏波信号一起输入到信号 处理模块4； 信号处理模块4与计算机5连接通过串口通讯， 计算机5综合三种信息， 处理并计 算心血管参数PWV， 在显示交互设备上显示心血管参数、 心电、 光电容积脉搏波波形、 压力脉 搏波波形。 0082 心电电极1包括三导联的心电电极片， 分别为LL、 L。
35、A， RA， 电极LL放在左锁骨中线6、 说 明 书 6/8 页 9 CN 108742588 A 9 7肋间之交点， 电极LA放在左锁骨中线与第2肋间之交点， 电极RA放在右锁骨中线与第2肋间 之交点， 电极片在去除皮肤角质层后紧贴皮肤， 并分别通过三根导线连接到心信号处理模 块4。 0083 双通道的压力脉搏波传感器2， 分别置于左右手的桡动脉处， 使用腕带固定， 施加 压力并调整压力使脉搏波信号稳定输出， 并分别通过两根导线连接到信号处理模块4； 光电 血流检测探头3紧贴食指指尖的掌面， 并通过导线与压力脉搏波信号一起连接到信号处理 模块4。 0084 进一步的， 所述信号处理模块4具体。
36、包括： 三通道心电前端调理电路， 所述三通道 心电前端调理电路与所述心电检测传感器的输出端连接， 接收所述心电信号7； 光电、 双通 道脉搏波前端调理电路， 所述光电、 双通道脉搏波前端调理电路分别与所述双通道压力脉 搏波传感器2、 所述光电传感器的输出端连接， 接收所述第一脉搏波信号和第二脉搏波信 号、 所述光电容积脉搏波信号第一ADC模块， 所述第一ADC模块的输入端与所述三通道心电 前端调理电路的输出端连接， 将接收到的模拟信号转换成数字信号并输出； 第二ADC模块， 所述第二ADC模块的输入端与所述光电、 双通道脉搏波前端调理电路的输出端连接， 将接收 到的模拟信号转换成数字信号并输出。
37、； 单片机， 所述单片机的输入端与所述第一ADC模块和 所述第二ADC模块的输出端连接， 输出端与所述计算机的输入端连接， 接收所述数字信号并 输入至所述计算机； 供电电源电路， 所述供电电源电路与所述三通道心电前端调理电路、 所 述光电、 双通道脉搏波前端调理电路、 所述单片机连接， 为所述三通道心电前端调理电路、 所述光电、 双通道脉搏波前端调理电路、 所述单片机提供电力。 计算机5， 所述计算机5的输 入端与所述信号处理模块4的输出端连接， 根据所述心电信号、 所述第一脉搏波信号和第二 脉搏波信号、 所述光电容积脉搏波信号， 获得脉搏波波速； 所述计算机5包括显示器6， 用于 将所述心电。
38、信号、 所述第一脉搏波信号和第二脉搏波信号、 所述光电容积脉搏波信号和最 终计算的结果等数据予以显示。 0085 具体而言， 所述的信号处理模块包括， 三通道心电前端调理电路、 光电、 双通道脉 搏波前端调理电路、 两个相同的ADC模块、 单片机和供电电源电路。 其中压力脉搏波前端调 理电路的信号由两通道的压力脉搏波传感器与光电血流检测探头一起连接输入， 并与ADC 模块连接； 心电前端调理电路与三根心电电极通过导线连接输入信号， 并与ADC模块连接； 两个ADC模块与单片机连接数据通讯。 单片机通过USB的串口协议与上位机计算机通讯。 0086 所述的单片机与上位机的串口协议如下： 采用US。
39、B全双工串行通讯接口， 1个起始 位、 8个数据位、 1个停止位、 无奇偶校验位， 波特率115200bps。 发送的数据帧格式： uint8buf 120xf0,0x00,0x00,0x00,0x00,0x00,0x00,0x00,0x00,0xff,0xff,0xff,其中0xf0 为数据帧头， 其中第10、 11、 12字节0xff,0xff,0xff为结束帧字符； 启动采样， 特征代码： 0xfa， 关闭采样， 特征代码： 0xff。 第2、 3字节分别为心电信号的高八位和低八位， 第4、 5字节 分别为脉搏波传感器通道1信号的高八位和低八位， 第6、 7字节分别为脉搏波传感器通道2 。
40、信号的高八位和低八位,第8、 9字节分别为光电脉搏波信号的高八位和低八位。 0087 尽管已描述了本发明的优选实施例， 但本领域内的技术人员一旦得知了基本创造 性概念， 则可对这些实施例做出另外的变更和修改。 所以， 所附权利要求意欲解释为包括优 选实施例以及落入本发明范围的所有变更和修改。 0088 显然， 本领域的技术人员可以对本发明实施例进行各种改动和变型而不脱离本发 说 明 书 7/8 页 10 CN 108742588 A 10 明实施例的精神和范围。 这样， 倘若本发明实施例的这些修改和变型属于本发明权利要求 及其等同技术的范围之内， 则本发明也意图包含这些改动和变型在内。 说 明 书 8/8 页 11 CN 108742588 A 11 图1 说 明 书 附 图 1/3 页 12 CN 108742588 A 12 图2 图3 说 明 书 附 图 2/3 页 13 CN 108742588 A 13 图4 说 明 书 附 图 3/3 页 14 CN 108742588 A 14 。