CN105455797A - 自主神经心脏调控功能测量方法和设备 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种自主神经心脏调控功能测量方法和设备。本发明包括：一套穿戴设备，测量人体起立或倾斜试验中的运动数据、连续血压和心率值序列；一个自主神经心脏调控功能数学模型，用以定量描述起立过程中的血压和心率调控过程；一种自主神经心脏调控***参数的计算方法，它基于所述自主神经心脏调控功能数学模型，使用所述穿戴设备在起立或倾斜试验中测量得到的连续血压和心率值序列，求解出压力感受器灵敏度、交感副交感神经活性等一系列自主神经心脏调控***参数。自主神经调控失衡，表现在压力感受器灵敏度下降、交感和副交感神经活性下降。这些都是诸多致命性心血管病发生的起源和独立指标。定量测量压力感受器灵敏度、交感和副交感神经活性，对于心血管病的有效诊断、治疗效果的评估、预防、康复，都具有重要意义。
Description
技术领域
本发明属于医学检测技术领域，特别涉及一种自主神经心脏调控功能测量方法和设备。
背景技术
据《中国心血管病报告2012》，全国心血管病患者2.9亿，其中高血压2.66亿(患病率为24%)，卒中至少700万，心肌梗死250万，心力衰竭450万。高血压是卒中和冠心病发病的主要危险因素，我国有超过半数的心血管病发病与高血压有关。
现代医学已经可以检测心脏缺陷、血管狭窄、血液成分，但没有心血管***功能测量和评估技术。很多心血管病，例如冠心病，其症状在病情发展到后期才会显现，大多数病人在突发心脏病之前的几年、甚至几十年的发展期并无明显征兆。一旦发病，后果不堪设想。我们不能及时地诊断心血管病的原因在于，心血管***的评估必须是其在日常生活中对包括活动、工作、休息和睡眠时的生理反应，以及生理节奏的变化。
心血管病的诊断，特别是早期诊断，应该主要依赖于对心血管***动态功能的评估。心血管***对活动的生理反应和节奏很大程度上受自主神经***（ANS）调控。研究表明，超常的交感神经活动是损害心血管***、导致多种心血管病、提高发病率和死亡率的原因。肾素血管紧张醛固酮可以引起和保持交感神经过度活动，压力感受器灵敏度的下降和化学感知器灵敏度的上升也会产生交感神经过度活动，常会导致高血压和心衰。压力感受器被公认为自主神经心血管***调控的关键。压力感受器灵敏度（BRS）在交感和副交感神经失衡中起关键作用，这种失衡引发心血管***紊乱和造成多种疾病的根源。国际上多次大规模研究表明，压力感受器灵敏度的降低，心梗、心衰、猝死等心脏事件的死亡率增加到3倍左右。BRS是心血管***的一项重要且独立的危险指数。稳定测量BRS对于心血管***疾病的诊断和量化管理具有重要意义。
自主神经***调控研究最早由哈佛大学教授WalterBradfordCannon开拓。他于1932年发表了他的划时代的论著“TheWisdomoftheBody”，提出了体内平衡（Hemeostatis）的概念。另一个划时代的工作是，1938年，CorneilleHeymans获得生理医学诺贝尔奖，其贡献是发现了心血管***反射控制区，其中，颈动脉窦的主动脉弓压力感受性反射，和中心动脉的主动脉减压神经，平衡和调控血压、心率和呼吸。自主神经心血管***的调控保证了心脏输出和血液循环，以及代谢的最佳状态。心脏和血管分布的交感神经是激励性的，它的活动使血管收缩、心率增加、心脏收缩增强。反之，副交感神经是抑制性的，它的活动导致心率降低和心脏收缩变缓。交感神经必须充分激励以便应对紧急事件。当神经紧张血压升高时，副交感神经应该活动起来，使心脏平静。这种一张一弛，形成了心血管***的平衡。如果交感和副交感神经的平衡被打破，交感神经持续活跃，而副交感神经处于抑制状态，心血管***则处于严重失调的病态，住院率和死亡率上升。
可见，自主神经调控失衡，表现在压力感受器灵敏度下降、交感和副交感神经活性下降。这些都是很多致命性心血管病发生的起源和独立指标。因此，定量测量压力感受器灵敏度，度量交感和副交感神经活性，对于心血管的有效诊断、治疗效果的评估、预防、康复，都具有重要意义。
然而，压力感受器灵敏度测量困难，至今没有理想测量方法。目前被采用的是有创方法，给病人注射苯肾上腺素（血管收缩剂）致血压升高、心率降低。这种通过注射药物来测量的方法往往不容易被患者接受。2012年授权的美国专利US8,152,730提出了一种嵌入体内的压力感受器灵敏度连续测量设备“Methodforcontinuousbaroreflexsensitivitymeasurement”，它利用嵌入体内的传感器，测量血压、心率和呼吸，从而计算出一个呼吸周期内的最大血压变化和最大心率变化，进一步计算出压力感受器灵敏度。也有人提出类似的体外测量设想。但是，这类方法都得不到稳定的结果：原因一，在呼吸周期内，血压和心率受呼吸影响，但是，影响血压和心率的因素复杂，很难归结为压力感受器的作用；原因二，将压力感受器灵敏度定义为单位血压变化所引起的心率变化本身就不科学，因为压力感受器感受压力变化，输出激发冲动至交感副交感神经，本身不能产生心率变化。由于在整个心脏调控***中，压力感受器只是感受器，调控的主体是交感和副交感神经。科学的方法是，将压力感受器、交感和副交感神经置于整个调控***中，建立调控***数学模型，使用智能感知技术，定量测量和估值压力感受器灵敏度、交感副交感神经活性，量化自主神经对心血管***的调控状态，评估心血管***动态功能及其临床意义。
发明内容
为了无创、无风险、准确地测定压力感受器灵敏度、交感副交感神经活性，评估自主神经心脏调控状态，评估心血管***的风险系数，本发明提供一种自主神经心脏调控功能测量方法和设备，它在人体完成起立动作或作倾斜试验时实时测量血压和心率连续变化，使用自主神经心脏调控模数学型，计算出压力感受器灵敏度、交感副交感神经活性。
为实现所述目的，本发明的一种自主神经心脏调控功能测量方法，其实施方案包括：
在起立或倾斜试验的场景下测量心电图和脉搏波，进而计算连续平均血压和心率值序列；
自主神经心脏调控数学模型，用以定量描述起立或倾斜试验过程中压力感受器、交感副交感神经对血压和心率的调控作用；基于所述自主神经心脏调控数学模型，使用起立或倾斜试验中的连续平均血压和心率值序列，运用最优化方法，求得个性化调控模型参数，进而计算压力感受器灵敏度、交感副交感神经活性等自主神经心脏调控***参数。
本发明的自主神经心脏调控功能测量设备是一穿戴式数字测量设备，其实施方案包括：
穿戴式数据采集单元，包括采集人体运动和***信息的加速度传感器、采集心电数据的心电电极、采集脉搏波数据的压力传感器、前置放大和滤波电路；数据采集控制单元，同步采集运动数据、心电数据和脉搏波数据，通过无线或有线方式送往计算单元；计算单元由加速度信号确定起立或倾斜试验的起始，分析心电图和脉搏波信号来计算心率和连续平均血压值，计算自主神经心脏调控模型的个性化参数，计算压力感受器灵敏度和交感副交感神经活性数值。
根据本发明的实施例，所述自主神经心脏调控功能测量方法采用起立或倾斜试验测量场景，由于重力的作用，成年人起立时约有500毫升血液不是通过静脉回流，而是流向下肢，导致血压急剧变化，从而突出血压变化引起心率变化事件，降低了其它因素的影响，保证了较为理想的调控功能测量环境，模拟了实际生活场景。
根据本发明的实施例，所述自主神经心脏调控功能测量方法中的连续平均血压测量采用测量心电图和桡动脉脉搏波，计算心电图和桡动脉脉搏波的相位差，进而获得脉搏波传播速度；使用平均血压与脉搏波传播速度的关系式计算连续平均血压；由于所述测量环境中人体血管参数和血液参数不变，也由于调控功能测量所需的是血压变化，所述连续血压测量方法简单、有效。
根据本发明的实施例，可以使用光电血管容积图代替桡动脉脉搏波，计算其与心电图的相位差，获得脉搏波波速，估计连续平均血压。
根据本发明的实施例，所述自主神经心脏调控功能测量方法中的自主神经心脏调控数学模型，提供了压力感受器、交感副交感神经对血压和心率的调控***方程。
根据本发明的实施例，所述自主神经心脏调控功能测量方法在所述自主神经心脏调控数学模型的基础上，使用起立或倾斜试验中的连续血压和心率测量值序列，使用优化方法，找到一组最佳个性化模型参数，并进而计算压力感受器灵敏度、交感副交感神经活性等自主神经心脏调控***参数。
根据本发明的实施例，所述自主神经心脏调控功能测量设备中的穿戴式数据采集单元包括集成在数据采集单元并佩戴在胸前的采集人体运动和***信息的加速度传感器、放置于心电图中V5和锁骨位置或其它连线通过心脏的两个可选位置的采集心电数据的两个心电电极、采集桡动脉脉搏波数据的压力传感器或红外传感器、以及所述采集信号的前置放大和滤波电路。也可以用放置于手指尖的光电血管容积图PPG（Photoplethysmogram）代替脉搏波采集。
根据本发明的实施例，所述自主神经心脏调控功能测量设备中的数据采集单元和数据采集控制单元在硬件实现构成三个相互有线或无线连接的穿戴式微型电子单元：运动和心电数据采集模块集成加速度传感器和心电数据放大滤波电路，形成佩戴于胸前的微型电子单元；脉搏波数据采集模块形成单独的微型电子单元，佩戴于手腕，包括采集桡动脉脉搏波的压力传感器或红外传感器及其放大电路；数据采集控制单元形成的微型电子单元佩戴于手臂上，同步采样运动数据、心电数据和脉搏波数据，通过无线或有线方式送往计算单元；脉搏波数据采集模块形成的佩戴于手腕的微型电子单元，可以由佩戴于手指的光电血管容积图PPG采集微型电子单元代替。
根据本发明的实施例，所述自主神经心脏调控功能测量设备的计算单元是一计算机应用软件，运行在台式计算机、便携式计算机、或服务器上。计算单元接收到数据采集控制单元的数据，按照通信协议解包后，起立动作检测模块检测起立开始时间；心率检测模块计算瞬时心率，平均血压计算模块计算心电信号和桡动脉脉搏波的相位差，进而计算脉搏波传播速度，得到平均血压；调控功能参数计算模块使用起立动作开始后心率和平均血压测量值序列，根据自主神经血压和心率调控模型，计算其调控模型个性化参数；并进而获得压力感受器灵敏度和交感副交感神经活性；参数存储报告上传模块将所有数据进行存储，生成报告，使用与之相连的打印机打印报告，向服务器上传数据和结果。
根据本发明的实施例，所述自主神经心脏调控功能测量设备的计算单元可以和数据采集控制单元一起，运行在佩戴于手臂上的微型电子单元上，使整个自主神经心脏调控功能测量设备成为穿戴、便携式设备。
本发明自主神经心脏调控功能测量方法和设备的特点是：
1)以心血管***最为敏感的起立动作或倾斜试验为测量场景，突出血压变化引起心率变化事件，降低了其它因素的影响，模拟了实际生活场景，从而获得最为理想的调控功能测量环境，是测量准确、有效；
2)使用为本测量方法所设计的简单且有效的无创连续血压数字监测技术，提高了测量的可操作性，同时保证了测量的准确性；
3)提出并建立了自主神经血压和心率调控的数学模型。基于此模型，对于每个人，根据测量数据，可以计算出个性化模型参数、压力感知器灵敏度、交感副互感神经活性，等指数，并绘出动态曲线；
4)实时、同步测量和分析姿态、血压、心率，并进而计算压力感受器灵敏度和交感副交感神经活性的便携式设备。
自主神经心脏调控功能测量方法和设备包括：采集人体运动、心电、桡动脉脉搏波的微型传感器，信号采集、预处理、模数转换、数据传输，以及对所采集信号进行处理和分析，从而获得起立运动信息、心率和血压值及其变化。提出自主神经心脏的血压-心率调控数学模型，根据心率和血压值及其变化求取调控模型的个性化参数，并进而求得压力感受器灵敏度、交感副交感神经活性参数。本发明独创的无创压力感受器灵敏度、交感副交感神经活性的测量，使得人们对自主神经心脏调控的认识可以深入到各调控单元，为一些致命的心血管病的诊断寻找机理性的原因提供数据和分析手段，从而减少住院率和死亡率。
本发明的无创压力感受器灵敏度、交感副交感神经活性的测量，也为评估自主神经心脏调控***提供技术手段。自主神经心脏调控***的状态，以及调控功能的水平，都是人们心血管健康，和疾病康复进展的重要指标。因此，使用本发明的自主神经心脏调控功能测量方法和设备，能开辟一条新的、基于自主神经调控功能的诊断和治疗方法，为心率失常、心衰等疾病的诊疗和康复提供了另一途径。另一方面，它可以用于健康监测和评估，指导人们更好地锻炼、生活、提高生活质量。
附图说明
图1是本发明自主神经心脏调控功能测量设备***结构框图；
图2是本发明自主神经心脏调控功能模型方框图；
图3是本发明自主神经心脏调控功能测量设备的佩戴示意图；
图4是本发明在人体起立过程中所采集的三维加速度信号和连续血压、心率变化曲线。
具体实施方式
下面将结合附图对本发明加以详细说明，应指出的是，所描述的实施例仅旨在便于对本发明的理解，而对其不起任何限定作用。
如图1本发明自主神经心脏调控功能测量设备***结构框图所示，本发明是一种测量和评估自主神经心脏调控功能，特别是测量和计算压力感受器灵敏度和交感副交感神经活性等的***硬件和软件。整个自主神经心脏调控功能测量***由穿戴式数据采集单元100、数据采集控制单元200和计算单元300组成。穿戴式数据采集单元100在数据采集控制单元200的控制下，同步采集运动数据、心电数据和脉搏波数据，并由数据采集控制单元200送往计算单元300，确定起立或倾斜试验的起始，计算心率和平均血压，计算自主神经心脏调控模型的个性化参数，最后计算出压力感受器灵敏度和交感副交感神经的活性。
下面详细介绍本发明的实施例：
如图1本发明自主神经心脏调控功能测量设备***结构框图和图3佩戴示意图，***同步采集三种信号，即：在运动数据采集模块110中的三轴加速度传感器测量运动和***变化；心电数据采集模块120使用两个心电电极121，分别放置在图3中所示位置，或其它可能的位置，令两电极的连线通过心脏；脉搏波数据采集模块130采用压力传感器、或红外传感器，于图3中所示位置，采集桡动脉脉搏波，也可以使用佩戴于手指的传感器采集光电血管容积图PPG（Photoplethysmogram）代替脉搏波。三轴加速度传感器输出的是三轴加速度数字度量；心电数据采集模块120从两个心电电极121获得的是模拟信号，在心电数据采集模块120中需要包括差分放大器和滤波器；同样，脉搏波信号也是模拟信号，需要放大和滤波。数据采集控制单元200中的同步数据采集模块210同步采集加速度、心电和脉搏波信号，并将采集到的模拟信号作模数转换。数据传送模块220将接收到的数字信号按照约定的通信协议打包，通过有线（如USB）或无线（如蓝牙），实时送到计算单元300去。
计算单元300接收到数据，按照通信协议解包后，分别将加速度信号、心电信号和脉搏波信号送到起立动作检测模块310、心率检测模块320和平均血压计算模块330去。调控功能参数计算模块340分别自起立动作检测模块310、心率检测模块320和平均血压计算模块330获得起立动作开始时间、以及起立动作开始后90秒内的心率和平均血压值序列，根据自主神经心脏调控模型，计算个性化模型参数，并进而计算压力感受器灵敏度和交感副交感神经活性。参数存储报告上传模块350将所有数据进行存储，并生成报告，按照要求和格式上传。计算单元是以计算机***软件的形式，运行在台式计算机、便携式计算机、1服务器上。并使用与之相连的打印机打印报告，向服务器上传数据和结果。
为了准确地测定压力感受器灵敏度，希望方便地（无创、无风险、无特殊操作）得到一种血压和心率有较大变化的测量场景，避免被其它因素所掩盖。为达此目的，选用“起立”动作作为测量场景。由于重力的作用，成年人起立时约有500毫升血液不是通过静脉回流，而是流向下肢。这种过渡状态引起血压降低。对血压降低的补偿条件反应发生在10－15秒之后。这种称之为“初始起立低血压”过程历经30－60秒。由于血管顺应性和交感神经活性的不同，不同人的“初始起立低血压”的程度和恢复状况和时间也不同。图4所示是一个典型的人体起立过程中所采集的三维加速度信号（下图）和连续血压（上图中实线）、心率变化曲线（上图中虚线）。起立动作的开始明显地反映在加速度Z方向，即上下，的信号变换上。起立动作检测模块310检测出这个突变，就可以确定起立开始时间。
心率检测模块320从心电信号中检测R波，获得RR间期，也就是瞬时心率。检测R波有很多成熟算法，例如：HuabinZheng,JiankangWu，AReal-TimeQRSDetectorBasedonDiscreteWaveletTransformandCubicSplineInterpolation，JournalofTelemedicineande-Health,Vol.14,ISS.8,2008,pp.809-815。
平均血压计算模块330接收到心电信号和桡动脉脉搏波信号，通过计算心电信号和桡动脉脉搏波信号的相位差，可以获得脉搏波从心脏到桡动脉的传播时间。在测量或估计出从心脏到桡动脉的距离后，就可以获得脉搏波传播速度。由脉搏波速度推算平均血压（mmHg）的关系式如下：
式中，是血管壁的弹性模量，是血液密度，是血管壁厚度，是血管内径。是表征血管特征的一个参数，数值范围约为0.016～0.018（mmHg）。对于特定人，在我们短暂的测量时间内，其血管和血液参数都是常量。因此，由脉搏波速度的变化，可以计算出平均血压的变化。
准确地测定压力感受器灵敏度的关键是建立有效的自主神经血压和心率调控模型，对整个调控过程进行科学的、定量的数学描述，也对压力感受器、交感副交感神经等在整个调控中的作用和贡献作出定量描述。图2所示是本发明的自主神经心脏调控模型。起立时，重力的作用使得腿部血液量增加，从而引发颈动脉窦和主动脉弓血压下降。血压变化影响使得压力感受器上的传出冲动减少，抑制副交感神经的活动，加强交感神经的活动。用压力感受器激发率来描述神经冲动的输出。交感神经的活动通过化学收缩素加强心脏和血管收缩程度，副交感神经的作用则与之相反。
下面对整个模型进行数学建模：
压力感受器传入冲动的剧烈程度，以压力感受器激发率n表示。它不仅与血压大小有关，也与血压变化的快慢有关，采用以下表达式建模：
其中i=S，I,L，分别表示短期(≈1s)、中期（≈5s)与长期(约等于250s)，k i 是i类神经的增益。压力感受器激发率满足，M为最大激发率。t为时间，为与相关的时间常数。N为基础激发率，与最大激发率M的关系可表示为：
为平均血压：
其中α(1/s)为历史权重系数，计算平均血压时所用的心搏周期数。
副交感神对压力感受器激发率的响应如下式：
其中为副交感神经响应。相对于副交感神经的瞬时响应而言，交感神经响应Tsym具有一定的延迟。此外，副交感神经响应还对交感神经有抑制的作用。实验数据也表明在姿势变化过程中前庭交感反射也有助于应对压力感受器反射触发前持续低血压的情形。用下式描述上面的各种效应：
式中β表示副交感神经抑制因子，为时间延迟，u(t)为前庭中耳反射的冲激响应函数，如下：
其中与参数分别为冲激的开始与结束时刻，则为响应幅度。
自主神经***对心率的影响主要通过控制相关递质的释放来完成。在该模型中受副交感神经控制的递质为乙酰胆碱，受交感神经控制的递质为去甲肾上腺素。分别得到如下两式
其中为去甲肾上腺素浓度、C ach 为乙酰胆碱浓度。与为时间常数。
递质对心率的影响，心率势位φ可用积分触发模型表示：
其中心电的RR间期为从φ=0到φ=1的时间。与为交感与副交感神经响应比例，而为忽略自主神经***作用下的固有心率，它与年龄有关：H 0=1.97?9.50×10?3×age。
自主神经心脏调控状态的测量和估值
上述自主神经血压和心率调控模型以***模型和数学公式，给整个调控过程一个形式化的描述。据此，我们希望对某一受试者，令其做3-5个起立动作，测得3-5组姿态、血压和心率数据序列。用测量数据来求解该理论模型，获得模型参数，并在这些参数的基础上，进一步推导出自主神经心脏调控功能指标。
仔细审视上述模型方程，整个自主神经血压和心率调控过程写成如下的动态***方程：
其中状态变量x包括了压力感受器激发率、交感副交感神经响应、递质浓度：
***参数
上述17个***参数中，大部分是常数，有些仅与年龄和性别有关。压力感受器增益k、特征时间常数，副交感神经抑制因子β等是自主神经调控模型个性化重要参数，它们分别表征压力感受器、交感和副交感神经在整个调控过程中的作用，也即自主神经心脏调控状态，或心血管***的动态功能的重要参数。求解的第一步，我们使用最优化方法，对血压和心率数据对序列，求取个性化模型参数值。
对于一血压值，我们可以使用上面的方程，求得对应的心率值，同时，我们也由一个测量值。这样，求取个性化模型参数值的最优化方法即：即对一组Nd个平均血压和心率测量HRc，使用优化方法，找到一组最佳模型参数θ，令心率计算值HRd和测量值之间的误差最小。
在众多最优化方法中，选择了Nelder-Mead方法（见：Avriel,Mordecai(2003).NonlinearProgramming:AnalysisandMethods.DoverPublishing.ISBN0-486-43227-0）。这是常见的直接搜索型非线性优化方法，是一种查找多元函数局地最小值的无微分算法。在这种方法中，给定维空间E中一个单纯形后，求出n+1个顶点上的函数值，确定出有最大函数值的点(称为最高点)和最小函数值的点(称为最低点)，然后通过反射、扩展、压缩等方法(几种方法不一定同时使用)求出一个较好点，用它取代最高点，构成新的单纯形，或者通过向最低点收缩形成新的单纯形，用这样的方法逼近极小点，求出最优解。
根据上述自主神经血压和心率调控模型以***模型和对特定人的血压和心率测量数据序列，我们求得了模型个性化参数θ，包括：压力感受器增益k、特征时间常数，副交感神经抑制因子β。进而求得状态变量：压力感受器激发率nS、nI、nL,交感副交感神经响应TSym、TPar，化学递质浓度CNor、CAch，绘出状态参数随血压变化的曲线，并进而求得压力感受器灵敏度和交感副交感神经活性。
调控模型个性化参数、调控***状态变量的变化曲线、压力感受器灵敏度和交感副交感神经活性，这些参数从不同的层面反应了特定人的心血管***调控特性。通过临床实验研究，可以确定这些参数的生理意义和临床意义，应用在心血管病的早期诊断、防治、危险系数评估，为人类战胜心血管病提供方法和设备。
Claims (10)
1.一种自主神经心脏调控功能测量方法和设备，其特征在于：
自主神经心脏调控功能测量方法包括：在起立或倾斜试验的场景下测量心电图和脉搏波，进而计算连续平均血压和心率值序列，
自主神经心脏调控数学模型，用以定量描述起立或倾斜试验过程中压力感受器、交感副交感神经对血压和心率的调控作用，
基于所述自主神经心脏调控数学模型，使用起立或倾斜试验中的连续平均血压和心率值序列，运用最优化方法，求得个性化调控模型参数，进而计算压力感受器灵敏度、交感副交感神经活性等自主神经心脏调控***参数；
自主神经心脏调控功能测量设备是一穿戴式数字测量设备，包括：
穿戴式数据采集单元，包括采集人体运动和***信息的加速度传感器、采集心电数据的心电电极、采集脉搏波数据的压力传感器、前置放大和滤波电路，
数据采集控制单元，同步采集运动数据、心电数据和脉搏波数据，通过无线或有线方式送往计算单元，
计算单元由加速度信号确定起立或倾斜试验的起始，分析心电图和脉搏波信号来计算心率和连续平均血压值，计算自主神经心脏调控模型的个性化参数，计算压力感受器灵敏度和交感副交感神经活性数值。
2.根据权利要求1所述的自主神经心脏调控功能测量方法和设备，其特征在于：所述自主神经心脏调控功能测量方法采用起立或倾斜试验测量场景，由于重力的作用，成年人起立时约有500毫升血液不是通过静脉回流，而是流向下肢，导致血压急剧变化，从而突出血压变化引起心率变化事件，降低了其它因素的影响，保证了较为理想的调控功能测量环境，模拟了实际生活场景。
3.根据权利要求1所述的自主神经心脏调控功能测量方法和设备，其特征在于：所述自主神经心脏调控功能测量方法中的连续平均血压测量采用测量心电图和桡动脉脉搏波，计算心电图和桡动脉脉搏波的相位差，进而获得脉搏波传播速度，使用平均血压与脉搏波传播速度的关系式计算连续平均血压，由于所述测量环境中人体血管参数和血液参数不变，也由于调控功能测量所需的是血压变化，所述连续血压测量方法简单、有效。
4.根据权利要求3所述的自主神经心脏调控功能测量方法中的连续平均血压测量方法，其特征在于，可以使用光电血管容积图代替桡动脉脉搏波，计算其与心电图的相位差，获得脉搏波波速，估计连续平均血压。
5.根据权利要求1所述的自主神经心脏调控功能测量方法和设备，其特征在于：所述自主神经心脏调控功能测量方法中的自主神经心脏调控数学模型，提供了压力感受器、交感副交感神经对血压和心率的调控***方程。
6.根据权利要求1所述的自主神经心脏调控功能测量方法和设备，其特征在于：所述自主神经心脏调控功能测量方法在所述自主神经心脏调控数学模型的基础上，使用起立或倾斜试验中的连续血压和心率测量值序列，使用优化方法，找到一组最佳个性化模型参数，并进而计算压力感受器灵敏度、交感副交感神经活性等自主神经心脏调控***参数。
7.根据权利要求1所述的自主神经心脏调控功能测量方法和设备，其特征在于：所述自主神经心脏调控功能测量设备中的穿戴式数据采集单元包括集成在数据采集单元并佩戴在胸前的采集人体运动和***信息的加速度传感器、放置于心电图中V5和锁骨位置或其它连线通过心脏的两个可选位置的采集心电数据的两个心电电极、采集桡动脉脉搏波数据的压力传感器或红外传感器、以及所述采集信号的前置放大和滤波电路，也可以用放置于手指尖的光电血管容积图PPG（Photoplethysmogram）代替脉搏波采集。
8.根据权利要求1所述的自主神经心脏调控功能测量方法和设备，其特征在于：所述自主神经心脏调控功能测量设备中的数据采集单元和数据采集控制单元在硬件实现构成三个相互有线或无线连接的穿戴式微型电子单元：
运动和心电数据采集模块集成加速度传感器和心电数据放大滤波电路，形成佩戴于胸前的微型电子单元，
脉搏波数据采集模块形成单独的微型电子单元，佩戴于手腕，包括采集桡动脉脉搏波的压力传感器或红外传感器及其放大电路，
数据采集控制单元形成的微型电子单元佩戴于手臂上，同步采样运动数据、心电数据和脉搏波数据，通过无线或有线方式送往计算单元；
脉搏波数据采集模块形成的佩戴于手腕的微型电子单元，可以由佩戴于手指的光电血管容积图PPG采集微型电子单元代替。
9.自主神经心脏调控功能测量方法和设备，其特征在于：所述自主神经心脏调控功能测量设备的计算单元是一计算机应用软件，运行在台式计算机、便携式计算机、或服务器上，
计算单元接收到数据采集控制单元的数据，按照通信协议解包后，起立动作检测模块检测起立开始时间，心率检测模块计算瞬时心率，平均血压计算模块计算心电信号和桡动脉脉搏波的相位差，进而计算脉搏波传播速度，得到平均血压，调控功能参数计算模块使用起立动作开始后心率和平均血压测量值序列，根据自主神经血压和心率调控模型，计算其调控模型个性化参数，并进而获得压力感受器灵敏度和交感副交感神经活性，参数存储报告上传模块将所有数据进行存储，生成报告，使用与之相连的打印机打印报告，向服务器上传数据和结果。
10.根据权利要求9所述的自主神经心脏调控功能测量设备的计算单元，其特征在于，它可以和数据采集控制单元一起，运行在佩戴于手臂上的微型电子单元上，使整个自主神经心脏调控功能测量设备成为穿戴、便携式设备。
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