一種無創電子血壓檢測方法及裝置的製作方法

2023-10-07 18:12:59 4

專利名稱：一種無創電子血壓檢測方法及裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及用於診斷目的的檢測血壓、脈率的方法和裝置，尤其涉及一種可準確校正零點壓力檢測血壓的方法以及採用擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡算法，對電子血壓檢測過程中的數據進行處理的方法和裝置。
背景技術：
現有技術中無創血壓檢測方法都是採用基於袖帶脈搏波的振蕩方法。人體血壓的無創檢測方法主要有利用柯氏音的聽診法(簡稱柯氏音法)和利用袖帶振蕩波的比例係數法(簡稱振蕩法)。
柯氏音法是有經驗的醫護人員採用醫用聽診器、水銀壓力計及袖帶、充/放氣囊通過將袖帶捆綁在受試者上臂的適當位置，以聽診器貼近肱動脈，以充/放氣囊向袖帶充氣增加壓力直到阻塞手臂的血液流動，然後通過充/放氣囊逐步減低袖帶壓力以恢復手臂的血液流動，在這個過程中手臂的動脈血流脈動會產生一個由小到大，再由大到小的柯氏音變化，並可藉助聽診器和水銀壓力計來聽取柯氏音的變化以確定收縮壓和舒張壓。系統的軟體在完成上述充、放氣控制的同時，還把放氣過程中各個臺階上檢測到的袖帶壓和袖帶內脈搏波與特徵波識別，恢復基於這個特徵脈搏波的袖帶振蕩波趨勢包絡曲線。不同的設備廠家採用的恢復方法不盡相同。因恢復方法對形成包絡曲線有直接影響，從而很大程度上它將決定人體血壓檢測的準確度。目前主要被使用的方法是，先採用線性插值方法來恢復臺階之間的脈搏波振幅值，再採用多點滑動平均法來消除異常波動，由此線性擬合出脈搏波幅度包絡曲線。
目前在電子血壓檢測設備中絕大多數是使用了基于振蕩法的血壓檢測方法，基本過程與聽診法極為類似，即也通過袖帶充氣升壓以阻塞手臂的血液流動，然後逐漸使袖帶放氣降壓以恢復手臂的血液流動，並監測袖帶內的靜態壓力和因動脈血的脈動所產生的壓力脈搏波，但計算方法是通過檢測在放氣過程手臂的動脈血流脈動變化傳遞到袖帶內所產生的壓力脈搏波及其對應的袖帶壓力，可以檢測到一組幅度從小到大，再由大到小的壓力脈搏波及對應的由大到小的袖帶壓力，並以壓力脈搏波的最大值所對應袖帶壓力為平均壓，再依據經驗值的壓力脈搏波的幅度比例係數(壓力脈搏波的最大值乘以二個小於1的係數得到的二個幅度值所對應的袖帶壓力分別為收縮壓和舒張壓)來向袖帶壓高的方向推算出收縮壓，而向袖帶壓低的方向推算出舒張壓(簡稱基於袖帶振蕩脈搏幅度的比例係數法)。
電子血壓檢測設備的基本結構一般包含(一)檢測袖帶壓力的壓力傳感器及處理電路，(二)基於袖帶壓力變化的壓力脈搏波處理電路，(三)過壓力檢測傳感器及放大、保護處理電路，(四)袖帶、控制放氣閥、充氣泵與壓力傳感器連接的氣路及充、放氣控制，(五)模/數轉換、單片機系統，(六)電源部分。其中檢測過程中壓力脈搏波和袖帶壓力的檢測可以放在充氣後的放氣階段或充氣階段，放氣階段的放氣形式可以是連續均勻放氣(即以3-5mmHg均勻壓力遞減，同時檢測壓力脈搏波)，也可以是臺階放氣(即以5-10mmHg的臺階逐次減低袖帶壓力，在每個壓力臺階上檢測壓力脈搏波)，每次臺階壓力減低的大小將根據檢測到的脈搏波幅度來確定。連續均勻放氣形式將增加血壓檢測過程的時間，對手臂運動、體位變化的影響也難於克服，其應用受到一定限制，而臺階放氣形式將減少血壓檢測時間，並能克服由於手臂運動、體位變化等引發的幹擾，具備較好的抗幹擾能力，所以很多公司在血壓檢測中大多採用臺階放氣形式。
現有技術的缺點無創血壓檢測的振蕩方法實現應依靠硬體和軟體的綜合來完成血壓檢測，其中硬體部分主要考慮一是對袖帶壓力和壓力脈搏波信號的放大，二是袖帶壓另一路獨立的過壓保護電路，三是數字電路部分，目前所了解的硬體部分主要缺陷有A、帶壓力的檢測需要定時的校零操作，目前大多是直接在袖帶沒有充氣的條件下自動校零，但由於電路漂移存在和在多次血壓檢測過程中很難保證袖帶內靜壓力能降低到接近「零」的壓力值，這將導致一是可能的校零失敗；二是校零成功但仍可能產生因零點偏移所引發的壓力值偏差，總之會影響袖帶壓力檢測的準確性。
B、根據安全的要求，血壓檢測過程中需要具有兩套獨立的定時系統來確保檢測時間的限制，目前血壓檢測模塊通常是模決自身有一套定時系統，並提供一個接口與外部所提供一個定時觸發埠相連，通過上位機的定時功能來實現另一套獨立定時系統，也能完成獨立計時的安全要求，但這個血壓模塊沒有實現完整的安全獨立定時系統，需要上位機的配合，這樣將給血壓模塊的安全應用帶來隱患。
C、由於實際放氣過程中所產生的袖帶脈搏波的幅度改變趨勢是由小到大，到達幅度極值後再由大到小，形成非對稱並且非線性曲線包絡趨勢，所以用線性趨勢來擬合存在一定的缺陷，不能準確恢復脈搏波幅度變化包絡曲線，不利於準確計算後續的平均壓、收縮壓和舒張壓。

發明內容
本發明所要解決的技術問題是為了避免現有技術的不足之處而提出一種新的無創電子血壓檢測方法及裝置。該方法和裝置在袖帶與第一壓力傳感器之間添設三通電磁閥，該閥一個常通氣口通過延長氣管與袖帶連接，其常閉氣口與空氣相通，這樣就實現了在進行血壓檢測時，第一壓力傳感器與整個氣路聯通，實時感應氣路內的壓力，亦使得定期能在每次進行血壓檢測過程中和血壓檢測的間期，通過對這個三通閥的加電切換，使得上述的第一壓力傳感器可以直接與外界大氣聯通，可以準確地得到「零壓力」校準值，實現袖帶壓力檢測的無內部氣路參與的「零壓力」的定期自動校準，完成袖帶壓力的準確檢測。
同時，新增一路獨立定時電路，由一微處理器或兩個固定180秒±5秒的時限定時器電路串接組成，這個觸發器的輸入端與血壓模塊的主微處理器(MCU)的一個I/O口連接，其中當一個來自主MCU的啟動脈衝時啟動這個限時計時器工作，當再次接收一個中止脈衝時將終止上述限時計時器工作，另外在其輸入端有一個延遲門電路，防止在上電時產生觸發脈衝異常啟動定時操作。
由於每個採樣點數據包括壓力脈搏波幅值及其對應的袖帶壓力值，對於常用的臺階放氣形式，系統軟體根據檢測到的脈搏波幅度來控制每次臺階壓力的減低值，會使各相鄰採樣點的袖帶壓力差值不等。因此為了精確恢復包絡和便於計算，本發明選擇適當的步進差值，在各個採樣點，利用逐點移動分段多次曲線擬合和非線性插值的方法，產生一系列相鄰等壓力差值的袖帶壓力所對應的脈搏波幅值，並存儲之；再逐點令曲線平滑，產生恢復後的脈搏波振蕩包絡趨勢；找出該趨勢曲線的最大值點，即為平均壓位置點。
本發明解決所述技術問題通過採用以下技術方案來實現實施一種無創電子血壓檢測方法，基於包括袖帶、充氣泵、第一壓力傳感器、第二壓力傳感器、快放氣電磁閥、主微處理器、顯示屏、通訊接口以及上位機構成的系統，其特徵在於，所述方法包括步驟a.首先，在袖帶和第一壓力傳感器之間添設三通電磁閥；b.之後，系統通電開始工作時，先使電磁閥工作於第一壓力傳感器接通大氣的狀態，第一壓力傳感器進行零點校準檢測；c.零點校準結束後，使電磁閥工作於第一壓力傳感器接通袖帶的狀態，進行血壓檢測時，啟動充氣泵開始向袖帶加壓，上位機通過通訊接口接收數據並顯示顯示袖帶內壓力或由顯示屏顯示袖帶內壓力，當袖帶內壓力達到設定值後，充氣過程停止；d.系統打開/關閉放氣電磁閥，根據設定的速率放氣，並檢測是否有脈搏信號出現；e.檢測到有脈搏信號出現；主微處理器根據固化軟體所確定的非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法進行數據處理，並在顯示屏或上位機上顯示測得的血壓值；f.在檢測過程中，遇到超時或過壓現象，系統立即打開放氣電磁閥、關閉充氣泵，將袖帶壓力洩放，保證使用安全，並使主微處理器重新復位；g.一次檢測正常結束後，打開放氣電磁閥，將袖帶壓力洩放，關閉放氣電磁閥；h.再次進行血壓檢測時，從步驟c開始循環，並定期從步驟b開始循環。
上述方法步驟a在袖帶和第一壓力傳感器之間添設三通電磁閥包括步驟a.將三通電磁閥的公共通氣口接第一壓力傳感器，常通氣口接袖帶，常閉氣口與大氣連通；b.設置三通閥驅動電路，該電路由主微處理器控制；c.主微處理器對三通閥驅動電路控制的管腳通過輸出高電平和低電平，使電磁閥工作於公共通氣口與常通氣口通路、與常閉氣口阻塞的狀態和公共通氣口與常閉氣口通路、與常通氣口阻塞的狀態。
無創方法步驟f所述檢測過程中，遇到超時或過壓現象，系統立即關閉充氣泵、打開快放氣電磁閥，是在系統中設置一獨立定時電路，所述獨立定時電路由主微處理器控制啟動，計時時間一到便輸出一控制信號到過壓超時控制電路，該電路立即打開快放氣電磁閥、關閉充氣泵，將袖帶壓力洩放。
無創方法步驟e所述主微處理器100根據固化軟體所確定的非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法進行數據處理，先是通過氣路加壓使袖帶壓力達到預定值；再通過軟體控制其放氣的同時採樣各點的壓力脈搏波幅值Y和袖帶壓力值X；隨後的步驟包括a.以所述採樣的首個採樣點X0、Y0為初始值，選擇一個壓力步長Δ，便於後續以所有採樣點Xn、Yn為處理中間值進行趨勢項擬合時，產生Xm、Ym插值點數據，其中n，m為自然數，Xm＝X0-mΔ；b.基於所述採樣點，依次逐一移動選取至少3個相鄰採樣點的數據，分別進行如下處理，直至最後一個採樣點被選擇處理以所述至少3點構造多次曲線進行分段趨勢項擬合，在選定順序位置(第一和第二，或第二和第三，或其它)的兩相鄰採樣點之間，產生趨勢插值點Xm、Ym，並依次存儲之，其中Xm介於該所述兩採樣點的袖帶壓力值區間，n、m在此過程中逐一遞增；c.以所述存儲的各點脈搏波幅值為中間值進行平滑處理逐一移動對所述各點幅值，使之與至少2個相鄰點的幅值一起加權平均，得到該點平滑後的幅值，並存儲之。
d.在所述存儲的平滑後曲線數據中查詢最大脈搏波幅值，以該位置為基準選取其左右分別1點及以上的數據，與之共同構造多次曲線，計算該多次曲線的最大值，作為振蕩脈搏波趨勢包絡曲線的極值，所對應的袖帶壓力為平均壓。
所述非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法的步驟b中，是逐點移動分段採用3個相鄰採樣點的數據構造二次擬合曲線，在每第1點袖帶壓力值至第2點的袖帶壓力值止，產生所述範圍內的預定袖帶壓力值X0-mΔ處的壓力脈搏波幅度插值的。
所述非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法的步驟c中，對每個存儲點的脈搏波幅值，是取其左右各2點脈搏波幅值數據，與之一起算數平均作平滑的。
所述非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法的步驟d中，是以最大脈搏波幅值的位置為基準，選取壓力遞增方向相鄰1個點數據，壓力遞減方向相鄰2個點數據，與之以最小二乘法共同構造二次曲線，並求其極值的。
所述非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法的步驟d中，是以最大脈搏波幅值的位置為基準，選取左右相鄰各1個點數據，與之共同構造二次曲線，並求其極值的。
本發明還可以通過以下的技術方案進一步實施根據上述方法設計製造一種無創電子血壓檢測裝置，包括袖帶、充氣泵、第一壓力傳感器、第二壓力傳感器、快放氣電磁閥、慢放氣電磁閥、主微處理器、顯示屏和通訊接口，尤其是還包括三通電磁閥，所述三通電磁閥接在袖帶和第一壓力傳感器之間。
所述快放氣電磁閥接快閥驅動電路，所述快閥驅動電路的輸入端接主微處理器和過壓超時控制電路，所述過壓超時控制電路的另一輸入端接獨立定時電路的輸出。
所述獨立定時電路包括第二微處理器，所述第二微處理器的兩個I/O引腳與主微處理器的兩個I/O引腳連接，並通過軟體方式實現定時、觸發功能，接受主微處理器的延時啟動、延時終止指令和成人/新生兒設置指令，第二微處理器還有一個引腳輸出超時信號至過壓超時控制電路。
所述通訊接口是RS232接口，還可以是USB接口。
所述第一壓力傳感器的輸出連接儀表放大器電路，該儀表放大器電路的輸出一路作為壓力信號輸入至A/D轉換電路，另一路經前放大器、後放大器放大作為脈搏信號也輸入至A/D轉換電路。
所述增益控制及參考電壓電路可以由三2選1雙向模擬開關數字電路4053為主構成。
所述前放大器有一輸入電阻，另有一電阻通過增益控制及參考電壓電路與輸入電阻並聯或不關聯，以調節放大倍數，並聯或不關聯是由主微處理器輸出的SETP、AN_MODE信號控制增益控制及參考電壓電路的A、B、C引腳所決定的。
所述後放大器也有一輸入電阻，也另有一電阻通過增益控制及參考電壓電路與該輸入電阻並聯或不關聯，調節後放大器的放大倍數，並聯或不關聯也是由主微處理器輸出的SETP、AN_MODE信號控制增益控制及參考電壓電路的A、B、C引腳所決定的。
數字電路4053的控制引腳A、B、C接入主微處理器，數字電路4053一個輸出引腳X通過一電阻連接輸出放大器的反向輸入端，其相應輸入引腳X1接參考電壓V1.25，引腳X0接參考電壓V2.0，不同的參考電壓使得輸出放大器的門限閾值也不同。
所述第二壓力傳感器的輸出連接由上放大器、下放大器、輸出放大器構成的組合儀表放大電路，該電路的輸出經場效應電晶體驅動輸出過壓信號OP，過壓信號OP接過壓超時控制電路。
所述過壓超時控制電路包括兩隻反向器和兩隻或非門數字電路，由獨立定時電路輸出的超時信號OT和由輸出放大器輸出的過壓信號OP接入到過壓超時控制電路的輸入端，該電路的輸出接快閥驅動電路以及慢閥驅動電路，一旦袖帶壓力超限，立即打開閥門卸壓，保證安全。
本發明與現有技術的電路設計相比較，第一個優點為優化了氣路連接結構，實現袖帶壓力自動、準確的「零壓力點」的無氣路殘餘壓力影響的自動校準，增加袖帶壓力檢測的準確性。
第二個優點是採用了一套定時電路實現了血壓檢測過程中的獨立時限定時功能，真正實現模塊級的獨立定時，增強了血壓檢測過程中的安全保證。
第三個優點利用本發明方法，能準確恢復脈搏波幅度變化趨勢包絡，使取得的平均壓更能符合臨床的實際情況。


圖1是本發明所述方法和裝置的構成原理方框圖；圖2、圖3、圖4是本發明所述方法的流程圖；圖5是本發明所述裝置中獨立定時電路的電原理圖；圖6是本發明所述裝置中傳感器及其放大器電路的電原理圖；圖7是本發明脈搏波幅度變化趨勢包絡示意圖；圖8是本發明非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法數據處理流程圖。
具體實施例方式
下面結合附圖和最佳實施例對本發明做進一步詳盡的描述。
如圖1～圖4所示實施一種無創電子血壓檢測方法，基於包括袖帶10、充氣泵50、第一壓力傳感器30、第二壓力傳感器40、快放氣電磁閥60、慢放氣電磁閥70、主微處理器100、顯示屏110、通訊接口120以及上位機200構成的系統，所述方法包括步驟a.首先，在袖帶10和第一壓力傳感器30之間添設三通電磁閥20；b.之後，系統通電開始工作時，先使電磁閥20工作於第一壓力傳感器30接通大氣的狀態，第一壓力傳感器30進行零點校準檢測；c.零點校準結束後，使電磁閥20工作於第一壓力傳感器30接通袖帶10的狀態，進行血壓檢測時，啟動充氣泵50開始向袖帶10加壓，上位機200通過通訊接口120接收數據並顯示袖帶10內壓力，或由顯示屏110顯示袖帶內壓力，當袖帶10內壓力達到設定值後，充氣過程停止；d.系統打開/關閉快放氣電磁閥60和慢放氣電磁閥70，根據設定的速率放氣，並檢測是否有脈搏信號出現；
e.檢測到有脈搏信號出現；主微處理器100根據固化軟體所確定的非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法進行數據處理，並在顯示屏110或上位機200上顯示測得的血壓值；f.在檢測過程中，遇到超時或過壓現象，系統立即關閉充氣泵50，打開快放氣電磁閥60，將袖帶10內壓力洩放，保證使用安全；並使得主微處理器100重新復位；g.一次檢測結束，打開快放氣電磁閥60，將袖帶10壓力洩放，關閉快放氣電磁閥60；h.再次進行血壓檢測時，從步驟c開始循環，並定期從b開始循環。步驟a所述在袖帶10和第一壓力傳感器30之間添設三通電磁閥20包括步驟a.將三通電磁閥20的公共通氣口接第一壓力傳感器30，常通氣口接袖帶10，常閉氣口與大氣連通；b.設置三通閥驅動電路21，該電路21由主微處理器100控制；c.主微處理器100對三通閥驅動電路21控制的管腳通過輸出高電平和低電平，使電磁閥20工作於公共通氣口與常通氣口通路、與常閉氣口阻塞的狀態和公共通氣口與常閉氣口通路、與常通氣口阻塞的狀態。
參照圖1、圖5，無創方法步驟f所述檢測過程中，遇到超時或過壓現象，系統立即關閉充氣泵50、打開快放氣電磁閥60，是在系統中設置一獨立定時電路45，所述獨立定時電路45由主微處理器100控制啟動，計時時間一到便輸出一超時信號OT到過壓超時控制電路46，該電路46立即打開快放氣電磁閥60、關閉充氣泵50，將袖帶壓力洩放。
參照圖7、圖8，無創方法步驟e所述主微處理器100根據固化軟體所確定的非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法進行數據處理，先是通過氣路加壓使袖帶壓力達到預定值；再通過軟體控制其放氣的同時採樣各點的壓力脈搏波幅值Y和袖帶壓力值X；隨後的步驟包括a .以所述採樣的首個採樣點X0、Y0為初始值，選擇一個壓力步長Δ，便於後續以所有採樣點Xn、Yn為處理中間值進行趨勢項擬合時，產生Xm、Ym插值點數據，其中n，m為自然數，Xm＝X-mΔ；b.基於所述採樣點，依次逐一移動選取至少3個相鄰採樣點的數據，分別進行如下處理，直至最後一個採樣點被選擇處理以所述至少3點構造多次曲線進行分段趨勢項擬合，在選定順序位置(第一和第二，或第二和第三，或其它)的兩相鄰採樣點之間，產生趨勢插值點Xm、Ym，並依次存儲之，其中Xm介於該所述兩採樣點的袖帶壓力值區間，n、m在此過程中逐一遞增；c.以所述存儲的各點脈搏波幅值為中間值進行平滑處理逐一移動對所述各點幅值，使之與至少2個相鄰點的幅值一起加權平均，得到該點平滑後的幅值，並存儲之。
d.在所述存儲的平滑後曲線數據中查詢最大脈搏波幅值，以該位置為基準選取其左右分別1點及以上的數據，與之共同構造多次曲線，計算該多次曲線的最大值，作為振蕩脈搏波趨勢包絡曲線的極值，所對應的袖帶壓力為平均壓。
所述非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法的步驟b中，是逐點移動分段採用3個相鄰採樣點的數據構造二次擬合曲線，在每第1點袖帶壓力值至第2點的袖帶壓力值止，產生所述範圍內的預定袖帶壓力值X0-mΔ處的壓力脈搏波幅度插值的。
所述非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法的步驟c中，對每個存儲點的脈搏波幅值，是取其左右各2點脈搏波幅值數據，與之一起算數平均作平滑的。
所述非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法的步驟d中，是以最大脈搏波幅值的位置為基準，選取壓力遞增方向相鄰1個點數據，壓力遞減方向相鄰2個點數據，與之以最小二乘法共同構造二次曲線，並求其極值的。
所述非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法的步驟d中，是以最大脈搏波幅值的位置為基準，選取左右相鄰各1個點數據，與之共同構造二次曲線，並求其極值的。
如圖1所示，根據上述方法設計製造一種無創電子血壓檢測裝置的最佳實施例，包括袖帶10、充氣泵50、第一壓力傳感器30、第二壓力傳感器40、快放氣電磁閥60、慢放氣電磁閥70、主微處理器100、顯示屏110和通訊接口120，尤其是還包括三通電磁閥20，所述三通電磁閥20接在袖帶10和第一壓力傳感器30之間。
所述三通電磁閥20的公共通氣口接第一壓力傳感器30，常通氣口接袖帶10，常閉氣口與大氣連通。
還如圖1所示，在最佳實施例中，所述快放氣電磁閥60接快閥驅動電路61，所述快閥驅動電路61的輸入端接主微處理器100和過壓超時控制電路46輸出端，所述過壓超時控制電路46的一輸入端接獨立定時電路45的輸出。
如圖5所示，在最佳實施例中，所述獨立定時電路45包括第二微處理器U2，U2選用MSP430微處理器，U2通過軟體方式實現定時、觸發功能，所述第二微處理器U2的兩個I/O引腳與主微處理器100的兩個I/O引腳連接，接受主微處理器100的延時啟動、延時終止指令和成人/新生兒設置指令，第二微處理器U2還有一個引腳輸出超時信號OT至過壓超時控制電路46。
所述通訊接口120在最佳實施例中選用RS232接口，當然也可以選用USB接口。
如圖6和圖1所示，所述第一壓力傳感器30的輸出連接儀表放大器電路31，該儀表放大器電路31的輸出一路作為壓力信號(CUFFPRESS)輸入至A/D轉換電路35，另一路經前放大器32、後放大器33放大後作為脈搏信號(PULSEWAVE)也輸入至A/D轉換電路35。
第一壓力傳感器30的輸出接入儀表放大器31的埠2、埠3，第一壓力傳感器30的輸入引線4接入運算放大器U3A的埠7，第一壓力傳感器30的引線2與引線5並聯接入運算放大器U3A的埠3，運算放大器U3A引腳2接地，引腳6接電源Vcc並通過電容C1接地AGND，第一壓力傳感器30的引腳6接地，儀表放大器31的引腳1接電阻R1後接入儀表放大器31的引腳8，儀表放大器31的引腳7接電源Vcc，並通過電容C2接地，儀表放大器31的引腳4接地，儀表放大器31的引腳5接在電阻R2和R3之間，其中R2的另一端接Vcc，R3的另一端接地，儀表放大器31的輸出腳6分兩路，一路通過電位器TR1與電阻R4串連分壓輸出到電阻R12，並接電容C22到地，同時輸出壓力信號CuffPress，另一路通過隔直電容E1連接電阻R5，並通過R5輸入到前放大器32。同時在前放大器32上還實現了程控的增益選擇，確保在不同應用模式下(成人/新生兒)設置有不同的增益。在最佳實施例中的做法是前放大器32有輸入電阻R5，另有一電阻R6通過增益控制及參考電壓電路44與電阻R5並聯或不關聯，並聯或不關聯是由主微處理器100的SETP、AN_MODE信號控制增益控制及參考電壓電路44的A、B、C引腳所決定的。
後放大器33也有輸入電阻R8，另有一電阻R9通過增益控制及參考電壓電路44與電阻R8並聯或不關聯，並聯或不關聯也是由主微處理器100的SETP、AN_MODE信號控制增益控制及參考電壓電路44的A、B、C引腳所決定的。輸入電阻阻值的大小決定放大器發達倍數的大小，主微處理器100在工作過程中根據需要控制電阻R6、R9是否並聯在輸入電阻上。
所述增益控制及參考電壓電路44由三2選1雙向模擬開關數字電路4053為主構成，其控制引腳A、B、C接入主微處理器100，其輸出引腳X通過電阻R28連接輸出放大器43的反向輸入端，其輸入引腳X1接參考電壓V1.25，引腳X0接參考電壓V2.0，不同的引入電壓使得輸出放大器43的門限閾值也不同。模擬開關數字電路4053的引腳7、8和6接地AGND，引腳9接STEP是來自CPU的一個埠，以完成對引腳4與引腳3或5的連接和斷開，引腳10和11並聯後連接到AN_MODE是來自CPU的一個埠，以完成引腳15連接到引腳1或2，引腳14連接到引腳13或12的同步切換。
如圖1、圖6和圖5所示，所述第二壓力傳感器40的輸出連接由上放大器41構成的電壓跟隨器和由下放大器42構成的前置放大器，下放大器42的輸出和增益控制及參考電壓電路44的一個輸出「X」分別接入到輸出放大器43的兩個輸入端，該輸出放大器43的輸出經場效應電晶體Q7驅動輸出過壓信號OP，過壓信號OP接過壓超時控制電路46。達到檢測袖帶壓力是否超過預定的保護壓力點，確保受試者安全的目的。
過壓保護的過程是由第二壓力傳感器40的引腳1通過R18與電源輸入VI連接，穩壓管D1與電容C5並聯接入地AGND，第二壓力傳感器40的引腳3也接入地AGND，第二壓力傳感器40的引腳4接到上放大器41的引腳3，引腳4通過電阻R26接到引腳5，這個引腳4同時還通過電阻R24與電位器TR2串連後連接到下放大器42的引腳8，第二壓力傳感器40的引腳2接到的下放大器42的引腳1，其引腳8通過電阻R25接到引腳7，該引腳7通過電阻R27連接到輸出放大器43的引腳4，該引腳4又通過電阻R28連接到三2選1雙向模擬開關數字電路4053的引腳14，並進一步通過三2選1雙向模擬開關數字電路4053的引腳13或12分別連接到參考電壓V1.25和V2.5，下放大器42的引腳5通過R29與輸出放大器43的引腳3連接，同時輸出放大器43的引腳3又通過電阻R30和電阻R31分別與地GND和引腳5相連接，輸出放大器43的引腳3和4之間通過電容C49相連，輸出放大器43的引腳5與場效應管Q7的引腳1連接，場效應管Q7的引腳1又通過電阻R35與引腳2連接，並與地AGND接通，場效應管Q7的引腳3通過電阻R54與電源Vcc連接，這個引腳3同時也是過壓信號OP的輸出。
第二壓力傳感器40的輸出一路接由上放大器41構成的電壓跟隨器，電壓跟隨器的輸出接入下放大器42的反相輸入端，下放大器42的同相輸入端接第二壓力傳感器40的另一路輸出，完成靜態袖帶壓力的前置放大，這個放大電路的輸出端連接到輸出放大器43的同相輸入端，同時在這個輸出放大器43的反相輸入端接入可調的參考電壓，這樣就可以實現過壓點保護的準確狀態翻轉，以適應不用應用模式下期望設置不同過壓保護點的需求。
如圖5和圖1所示，所述過壓超時控制電路46包括反向器U4-1、U4-2和或非門數字電路U3-1、U3-2，由獨立定時電路45輸出的超時信號OT和由輸出放大器43輸出的過壓信號OP接入到過壓超時控制電路46的輸入端，該電路46的輸出接快閥驅動電路61以及慢閥驅動電路71。
所述通訊接口120在最佳實施例中採用RS232接口，在其他實施例中還可以選用USB接口。
如圖5所示的最佳實施例所述獨立定時電路45的啟動計時輸入端接主微處理器100的P02接口。圖中的第二微處理器U2由TI的MSP430型單片機構成，由MSP430的系統軟體完成計時，當U2檢測到啟動定時器信號時，即啟動軟體計時器；當U2檢測到終止定時器信號時，即終止軟體計時器；這個軟體計時器的限制將依賴於應用模式設置即成人/新生兒模式設置，成人模式為180±1秒，新生兒模式為90±1秒。
當然上述計時器還可以採用模擬器件或數字電路實現同樣的功能。
在本發明的最佳實施例中，微處理器U2的一個I/O口P1.0連接超時控制電路46的輸入端，當系統處在除檢測狀態以外的其它待命狀態時，這個埠保持低電平，而當系統處在正常檢測工作狀態時這個埠將輸出一個高電平，並保持一直到本次檢測過程結束，這個埠再次回到低電平繼續保持待命狀態。當超時控制電路46的一輸入端處在低電平時，計時器處在停止計時狀態，只有當計時器的計時超過限時(如180±1秒(成人)或90±1秒(新生兒))時這個埠才有輸出，啟動放氣電磁閥70、終止充氣泵50，並通知主微處理器100。
主微處理器100中固化的系統軟體負責檢測過程中的監控，數據處理，結果計算，以及對上位控制系統的通訊。檢測時，系統先通過氣路加壓使袖帶壓力達到預定值，再通過軟體控制其放氣，同時採樣各點的壓力脈搏波幅值和相應的袖帶壓力值，放氣形式為臺階放氣或連續放氣，如圖7所示，採樣到的數據以袖帶壓力為橫軸，振蕩脈搏波幅度為縱軸，這樣有離散點數據A(X，Y)、B(X，Y)、C(X，Y)......，圖中所示XA、XB、XC......為非等差袖帶壓力採樣值。在擬合恢復曲線包絡時，為了便於計算和精細擬合，本方法通過非線性插值，使得到代表曲線包絡的一系列等壓力間隔的數據點(X0，Y0)，(X1，Y1)，(X2，Y2)，(X3，Y3)......其中X1-X0＝X2-X1＝X3-X2＝......＝Δ，再行計算處理。
如圖8所示，具體處理流程包括以下步驟a.以首個採樣點的袖帶壓力X0、Y0為初始值，選擇一個壓力步長Δ，便於後續以所有採樣點Xn、Yn為處理中間值進行趨勢項擬合時，產生Xm、Ym插值點數據，其中n，m為自然數，Xm＝X0-mΔ；b.基於所述採樣點，依次逐一移動選取3個相鄰採樣點的數據，以之構造二次曲線進行分段趨勢項擬合，在每第1點袖帶壓力值至第2點的袖帶壓力值止，產生該範圍內的各預定袖帶壓力插值X0-mΔ處的壓力脈搏波幅度插值Ym，並依次存儲之；m在此過程中逐一遞增；c.以所述存儲的各點脈搏波幅值為中間值進行平滑處理逐一移動對所述各點幅值Yn，使之與相鄰左右各2個點的幅值一起加權平均進行平滑，得到該點平滑後的幅值，並存儲之；d.在所述存儲的平滑後數據中查詢最大脈搏波幅值，以該位置為基準選取其左右分別1點以上的數據，與之共同構造多次曲線，計算該多次曲線的最大值，作為振蕩脈搏波趨勢包絡曲線的極值，所對應的袖帶壓力為平均壓。
其中，步驟a中步差Δ可以依測試人體的不同在3-5mmHg壓差範圍內選值。
步驟b中的二次曲線用3點擬合，可表示為Y＝anX2+bnX+cn並滿足Yn＝Y(Xn)，Yn+1＝Y(Xn+1)，Yn-1＝Y(Xn-1)由此確定an、bn、cn並進一步推算出X0-mΔ≤Xn壓力處的Ym數據。如果系統有足夠的資源和運算速度，可以用3點以上的數據構造多次擬合曲線，進行非線性插值。
除了示例採用的在每一分段的首兩個採樣點之間插值，也可以採用在後兩個採樣點之間插值；在以所有採樣點Xn、Yn為處理中間值進行分段趨勢項擬合時，一般因為採樣點足夠多，從而可以允許放棄在最後兩個採樣點間或最先兩個採樣點間進行插值。
步驟c中平滑濾波處理，採用相鄰點的滾動加權平均方法，以5點為例，實踐中不排除3點或4點的加權平均。所述加權平均也可以簡化為算術平均。
為使數據更準確，上述步驟d可以進一步處理，如圖7所示依據查詢到的極大值位置，往壓力遞增方向選相鄰1個數據點，壓力遞減方向選相鄰2個數據點，使趨勢較陡一端的數據點較多，以確保上升沿的趨勢權重；再依據上述的4個數據點，用最小二乘法構造二次曲線，該曲線的頂點確認為脈搏波幅度趨勢包絡的極值，對應著平均壓；依此幅度極值還可以進一步計算收縮壓和舒張壓對應的幅度，從而依此包絡推算收縮壓和舒張壓。
系統軟體的數據採集與預處理程序模塊在使用本發明方法時，還結合對脈搏波進行基準波的識別和幅度的計算和判斷，只有在出現正常的趨勢性脈搏時，才可以進行後續的脈搏擬合和插值運算，以及進一步的血壓計算，而未能發現正常的趨勢性的脈搏時，將繼續尋找脈搏波或報異常，並產生相應的錯誤信息，該處理過程不在本發明目的之內，未加闡述。
實踐證明，本發明優化了氣路連接結構，實現袖帶壓力自動、準確的的無殘餘壓力影響的「零壓力點」自動校準，增加了袖帶壓力檢測的準確性。
同時，本發明採用了一套定時電路實現了血壓檢測過程中的獨立時限定時功能，真正實現了模塊級的獨立定時，增強了血壓檢測過程中的安全保證。
本發明中採用非線性擬合來恢復振蕩波的趨勢包絡，可以準確地實現極值脈搏波的獲取以及對平均壓的定位；臨床驗證，取得的平均壓更能符合測試的實際情況，特別是能有效處理臺階放氣獲得的數據，從而縮短測試過程，有利於安全。
權利要求
1.一種無創電子血壓檢測方法，基於包括袖帶(10)、充氣泵(50)、第一壓力傳感器(30)、第二壓力傳感器(40)、快放氣電磁閥(60)、慢放氣電磁閥(70)主微處理器(100)、顯示屏(110)、通訊接口(120)以及上位機(200)構成的系統，其特徵在於，所述方法包括步驟a.首先，在袖帶(10)和第一壓力傳感器(30)之間添設三通電磁閥(20)；b.之後，系統通電開始工作時，先使電磁閥(20)工作於第一壓力傳感器(30)接通大氣的狀態，第一壓力傳感器(30)進行零點校準檢測；c.零點校準結束後，使電磁閥(20)工作於第一壓力傳感器(30)接通袖帶(10)的狀態，進行血壓檢測時，啟動充氣泵(50)開始向袖帶(10)加壓，上位機(200)通過通訊接口(120)接收數據並顯示袖帶(10)內壓力，或由顯示屏(110)顯示袖帶內壓力，當袖帶(10)內壓力達到設定值後，充氣過程停止；d.系統打開/關閉快放氣電磁閥(60)和慢放氣電磁閥(70)，根據設定的速率放氣，並檢測是否有脈搏信號出現；e.檢測到有脈搏信號出現；主微處理器(100)根據固化軟體所確定的非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法進行數據處理，並在顯示屏(110)或上位機(200)上顯示測得的血壓值；f.在檢測過程中，遇到超時或過壓現象，系統立即關閉充氣泵(50)，打開快放氣電磁閥(60)，將袖帶(10)內壓力洩放，保證使用安全；並使得主微處理器(100)重新復位；g.一次檢測結束，打開快放氣電磁閥(60)，將袖帶(10)壓力洩放，關閉快放氣電磁閥(60)；h.再次進行血壓檢測時，從步驟c開始循環，並定期從b開始循環。
2.根據權利要求1所述的無創電子血壓檢測方法，其特徵在於步驟a所述在袖帶(10)和第一壓力傳感器(30)之間添設三通電磁閥(20)包括步驟a.將三通電磁閥(20)的公共通氣口接第一壓力傳感器(30)，常通氣口接袖帶(10)，常閉氣口與大氣連通；b.設置三通閥驅動電路(21)，該電路(21)由主微處理器(100)控制；c.主微處理器(100)對三通閥驅動電路(21)控制的管腳通過輸出高電平和低電平，使電磁閥(20)工作於公共通氣口與常通氣口通路、與常閉氣口阻塞的狀態和公共通氣口與常閉氣口通路、與常通氣口阻塞的狀態。
3.根據權利要求1所述的無創電子血壓檢測方法，其特徵在於步驟f所述檢測過程中，遇到超時或過壓現象，系統立即關閉充氣泵(50)、打開快放氣電磁閥(60)，是在系統中設置一獨立定時電路(45)，所述獨立定時電路(45)由主微處理器(100)控制啟動，計時時間一到便輸出一控制信號到過壓超時控制電路(46)，該電路(46)立即打開快放氣電磁閥(60)、關閉充氣泵(50)，將袖帶壓力洩放。
4.根據權利要求1所述的無創電子血壓檢測方法，其特徵在於步驟e所述主微處理器(100)根據固化軟體所確定的非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法進行數據處理，先是通過氣路加壓使袖帶壓力達到預定值；再通過軟體控制其放氣的同時採樣各點的壓力脈搏波幅值Y和袖帶壓力值X；隨後的步驟包括a.以所述採樣的首個採樣點X0、Y0為初始值，選擇一個壓力步長Δ，便於後續以所有採樣點Xn、Yn為處理中間值進行趨勢項擬合時，產生Xm、Ym插值點數據，其中n，m為自然數，Xm＝X0-mΔ；b.基於所述採樣點，依次逐一移動選取至少3個相鄰採樣點的數據，分別進行如下處理，直至最後一個採樣點被選擇處理以所述至少3點構造多次曲線進行分段趨勢項擬合，在選定順序位置(第一和第二，或第二和第三，或其它)的兩相鄰採樣點之間，產生趨勢插值點Xm、Ym，並依次存儲之，其中Xm介於該所述兩採樣點的袖帶壓力值區間，n、m在此過程中逐一遞增；c.以所述存儲的各點脈搏波幅值為中間值進行平滑處理逐一移動對所述各點幅值，使之與至少2個相鄰點的幅值一起加權平均，得到該點平滑後的幅值，並存儲之。d.在所述存儲的平滑後曲線數據中查詢最大脈搏波幅值，以該位置為基準選取其左右分別1點及以上的數據，與之共同構造多次曲線，計算該多次曲線的最大值，作為振蕩脈搏波趨勢包絡曲線的極值，所對應的袖帶壓力為平均壓。
5.根據權利要求4所述無創電子血壓檢測方法中的非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法，其特徵在於所述步驟b中，是逐點移動分段採用3個相鄰採樣點的數據構造二次擬合曲線，在每第1點袖帶壓力值至第2點的袖帶壓力值止，產生所述範圍內的預定袖帶壓力值X0-mΔ處的壓力脈搏波幅度插值的。
6.根據權利要求4所述無創電子血壓檢測方法中的非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法，其特徵在於所述步驟c中，對每個存儲點的脈搏波幅值，是取其左右各2點脈搏波幅值數據，與之一起算數平均作平滑的。
7.根據權利要求4所述無創電子血壓檢測方法中的非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法，其特徵在於所述步驟d中，是以最大脈搏波幅值的位置為基準，選取壓力遞增方向相鄰1個點數據，壓力遞減方向相鄰2個點數據，與之以最小二乘法共同構造二次曲線，並求其極值的。
8.根據權利要求4所述無創電子血壓檢測方法中的非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法，其特徵在於所述步驟d中，是以最大脈搏波幅值的位置為基準，選取左右相鄰各1個點數據，與之共同構造二次曲線，並求其極值的。
9.一種無創電子血壓檢測裝置，包括袖帶(10)、充氣泵(50)、第一壓力傳感器(30)、第二壓力傳感器(40)、快放氣電磁閥(60)、慢放氣電磁閥(70)、主微處理器(100)、顯示屏(110)和通訊接口(120)，其特徵在於還包括三通電磁閥(20)，所述三通電磁閥(20)接在袖帶(10)和第一壓力傳感器(30)之間。
10.根據權利要求9所述無創電子血壓檢測裝置，其特徵在於所述快放氣電磁閥(60)接快閥驅動電路(61)，所述快閥驅動電路(61)的輸入端接主微處理器(100)和過壓超時控制電路(46)，所述過壓超時控制電路(46)的一輸入端接獨立定時電路(45)的輸出。
11.根據權利要求10所述無創電子血壓檢測裝置，其特徵在於所述獨立定時電路(45)包括第二微處理器U2，U2通過軟體方式實現定時、觸發功能，所述第二微處理器U2的兩個I/O引腳與主微處理器(100)的兩個I/O引腳連接，接受主微處理器(100)的延時啟動、延時終止指令和成人/新生兒設置指令，第二微處理器U2還有一個引腳輸出超時信號OT至過壓超時控制電路(46)。
12.根據權利要求9所述無創電子血壓檢測裝置，其特徵在於所述三通電磁閥(20)的公共通氣口接第一壓力傳感器(30)，常通氣口接袖帶(10)，常閉氣口與大氣連通。
13.根據權利要求9所述無創電子血壓檢測裝置，其特徵在於所述通訊接口(120)是RS232接口。
14.根據權利要求9所述無創電子血壓檢測裝置，其特徵在於所述通訊接口(120)是USB接口。
15.根據權利要求9所述無創電子血壓檢測裝置，其特徵在於所述第一壓力傳感器(30)的輸出連接儀表放大器電路(31)，該儀表放大器電路(31)的輸出一路作為壓力信號輸入至A/D轉換電路(35)，另一路經前放大器(32)、後放大器(33)放大作為脈搏信號也輸入至A/D轉換電路(35)。
16.根據權利要求15所述無創電子血壓檢測裝置，其特徵在於所述前放大器(32)有輸入電阻R5，另有一電阻R6通過增益控制及參考電壓電路(44)與電阻R5並聯或不關聯，並聯或不關聯是由主微處理器(100)的SETP、AN_MODE信號控制增益控制及參考電壓電路(44)的A、B、C引腳所決定的。
17.根據權利要求15所述無創電子血壓檢測裝置，其特徵在於所述後放大器(33)有輸入電阻R8，另有一電阻R9通過增益控制及參考電壓電路(44)與電阻R8並聯或不並聯，並聯或不並聯是由主微處理器(100)的SETP、AN_MODE信號控制增益控制及參考電壓電路(44)的A、B、C引腳所決定的。
18.根據權利要求16、17所述無創電子血壓檢測裝置，其特徵在於所述增益控制及參考電壓電路(44)由三2選1雙向模擬開關數字電路4053為主構成，其控制引腳A、B、C接入主微處理器(100)，其輸出引腳X通過電阻R28連接輸出放大器(43)的反向輸入端，其輸入接入引腳X1接參考電壓V1.25，引腳X0接參考電壓V2.0。
19.根據權利要求9所述無創電子血壓檢測裝置，其特徵在於所述第二壓力傳感器(40)的輸出連接由上放大器(41)、下放大器(42)、輸出放大器(43)構成的組合儀表放大電路，該電路的輸出經場效應電晶體Q7驅動輸出過壓信號OP，過壓信號OP接過壓超時控制電路(46)。
20.根據權利要求9所述無創電子血壓檢測裝置，其特徵在於所述過壓超時控制電路(46)包括反向器U4-1、U4-2和或非門數字電路U3-1、U3-2，由獨立定時電路(45)輸出的超時信號OT和由輸出放大器(43)輸出的過壓信號OP接入到過壓超時控制電路(46)的輸入端，該電路(46)的輸出接快閥驅動電路(61)以及慢閥驅動電路(71)。
全文摘要
一種無創電子血壓檢測方法及裝置，根據固化軟體所確定的非線性擬合恢復振蕩脈搏波趨勢包絡的算法進行數據處理，能準確恢復脈搏波幅度變化趨勢包絡，使取得的平均壓更能符合臨床的實際情況；在袖帶(10)和第一壓力傳感器(30)之間設置三通電磁閥(20)，將三通電磁閥(20)的公共通氣口接第一壓力傳感器(30)，常通氣口接袖帶(10)，常閉氣口與大氣連通；並在系統中增設一獨立定時電路(45)；在檢測過程中，通過三通電磁閥(20)的通斷進行零點校準；若超時或過壓，系統立即關閉充氣泵(50)，打開快放氣電磁閥(60)，將袖帶(10)內壓力洩放，保證使用安全。
文檔編號A61B5/0225GK1778269SQ20041005246
公開日2006年5月31日 申請日期2004年11月23日 優先權日2004年11月23日
發明者葉繼倫, 陶波, 餘深衍 申請人:深圳邁瑞生物醫療電子股份有限公司