一種血壓測定裝置及方法

2023-09-15 01:19:55 1

專利名稱：一種血壓測定裝置及方法
技術領域：
本發明涉及一種測量血壓和心率的裝置及方法。
背景技術：
目前，血壓測量技術可分為直接法和間接法兩種。直接測量法又稱為侵入法，是將壓力傳感探針直接插入到人體的動脈血管中，可連續測量人體血壓的變化情況。直接測量法具有測量結果準確、不間斷性等優點，但是測量設備昂貴，所要求的測量技巧較高，同時存在病毒感染的風險，目前一般只在重要外科手術的進行過程中採用，難以進行大規模的推廣應用。間接法測量法又稱為無創測量法，它不需要探針在血管中的插入，測量簡便，因此在臨床上得到廣泛的應用。間接法測量法又可分為連續測量法和間斷測量法。無創連續測量血壓的方法具有無法比擬的優越性，但由於其技術上難度較大，目前還不能實際應用。
間斷無創血壓測量法，是常用的測量方法，主要有兩種，聽診法和示波法。
聽診法由俄國醫生柯羅特科夫在1905年提出，迄今仍在臨床中廣泛應用。其方法是利用充氣袖帶阻斷動脈血流，然後緩慢放氣，當壓力下降到收縮壓時，藉助於聽診器可聽到代表心臟跳動的聲音(柯氏音)，當袖帶內的壓力逐漸下降時，該聲音的強度和聲調會有一定的變化，當袖帶內的壓力下降到舒張壓以下時，該聲音消失。利用柯氏音在收縮壓和舒張壓時所反映的臨界變化就可確定被測對象的血壓值。聽診法存在其固有的缺點一是在舒張壓對應於第四相還是第五相問題上一直存在爭論；二是通過聽柯氏聲來判別收縮壓、舒張壓，讀數受使用者聽力影響，易引入主觀誤差。以聽診法原理製成的電子血壓計，雖然實現了自動檢測，但存在誤差大、重複性低、易受噪音幹擾。
絕大多數血壓監護儀和自動電子血壓計採用示波法測量血壓。示波法測量血壓同樣需要利用充氣袖帶阻斷動脈血流，然後緩慢放氣，在放氣過程中檢測血管壁搏動引起袖帶內的氣體壓力振蕩波。當袖帶內壓力大於收縮壓時，動脈關閉，袖帶內因近端脈搏的衝擊而出現細小的振蕩波；當袖帶內壓力小於平均動脈壓時，振蕩波幅度增大，袖帶內壓力等於平均動脈壓時，動脈管壁處於去負荷狀態，振蕩波幅度達到最大；袖帶內壓力小於平均動脈壓時振蕩波幅度逐漸減小；袖帶內壓力小於舒張壓以後，動脈管壁在舒張期已充分擴張，管壁剛性增加，而振蕩波幅度維持較小的水平。通過建立收縮壓、舒張壓、平均動脈壓與袖帶內壓力波動的相關性來測量血壓。示波法測血壓時袖帶內無拾音器件，操作簡單，抗外界噪聲幹擾能力強，還可同時通過壓力振蕩波幅度最大值測得平均壓。
在採用示波法的電子血壓計中，確定收縮壓和舒張壓的計算方法主要有幅度比例係數計算法和波形特徵點法。對於血壓測量，一次充氣和放氣的過程需要幾十秒的時間，在這個過程中可以得到一系列不同幅度的壓力振蕩波，這些振蕩波出現的頻率與脈搏相同。對於壓力振蕩波序列進行擬合得到一條包絡線，包絡線最大值所對應的壓力值為人體的平均壓。
在幅度比例係數計算法中，首先確定壓力振蕩波的最大幅值，即平均壓對應的振蕩波幅值，然後將這個幅值分別與收縮壓和舒張壓的比例係數相乘，在平均壓的兩側得到兩個新的振蕩波幅值，它們所對應的壓力值分別為收縮壓和舒張壓。依據人體在年齡、體重、身高、測量時間等方面的不同，收縮壓和舒張壓對應比例係數在一定範圍內波動，一般收縮壓的比例係數波動範圍為0.46～0.64，舒張壓的比例係數波動範圍為0.43～0.73。
在波形特徵點法中，主要有兩種判斷方法，一是臨界點判斷法，即在放氣過程中，將壓力振蕩波中的第一個突然跳變所對應的壓力判斷為收縮壓，壓力振蕩波幅度不繼續降低前的那個波動所對應的壓力判斷為舒張壓；二是壓力波包絡線拐點判別法，即在放氣過程中，壓力振蕩波逐漸增大時包絡線上出現的拐點所對應的壓力值為收縮壓，壓力振蕩波逐漸減小時包絡線上出現的拐點所對應的壓力值為舒張壓。波形特徵點法對幹擾的敏感度較大，導致特徵點判斷的失誤，容易產生極大的測量誤差。因此，大多數電子血壓計採用幅度比例係數計算法。
通過上述闡述可知，幅度比例係數計算法所計算得到的血壓值主要依據收縮壓和舒張壓比例係數的設定，而這一比例係數不僅因人而異，而且同一人在不同時間段收縮壓和舒張壓所對應的比例係數也有一定的波動。如果採用統一的收縮壓和舒張壓比例係數，那麼血壓測量值的誤差將增大。
人體血壓的分布範圍很大，收縮壓最高可達到250mmHg以上，最低可在70mmHg以下。依據示波法測量原理，正確測量的前提是充氣完後袖帶內的壓力必須高於收縮壓，以阻斷動脈血管中血流的通過。充氣壓力的不足將使得收縮壓不能正確被測出。另外，在採用示波法測量血壓時，需要一個緩慢放氣的過程。由於充氣壓力高度的不同，在一個基本穩定的放氣速率下，放氣的時間也各不相同。在這種情況下，高血壓患者的測量時間將比較長，長時間對血管的壓迫將引起身體上的不適。由於在放氣過程中，袖帶內壓力容積逐漸下降，在固定的放氣閥開度下，放氣速率將越來越低，壓力下降曲線呈非線性，這將造成測量時間的加長，同時影響壓力振蕩波的正確檢出，產生較大的血壓測量誤差。

發明內容
為了克服上述現有技術中的不足，本發明一種具有自適應特性的血壓測定裝置及方，法，它具有自動調整放氣速率和放大增益的功能，有效地提高了測量精度，在保證測量精度地前提下將測量時間降低到一個較小的範圍內，並能自動存儲多次歷史測量數據，消除當前測量數據中的一些奇異點，有效地提高了測量的重複性。
為了解決上述技術問題，本發明血壓測定裝置中的鍵盤依次連接中央處理單元、充氣泵、袖帶、壓力傳感器、放大器、電壓比較器和比較電壓發生器；所述中央處理單元還分別連接比較電壓發生器、電壓比較器、PWM發生器和顯示器；所述PWM發生器還依次連接放氣閥和袖帶。
在本發明的血壓測定裝置中，由LM324、電阻R22、R23、R24、R25、R26、R29和可調電阻VR1，電容C9和C10所構成的所述放大器接收來自於所述壓力傳感器的信號，然後通過由電阻R28和電容C12構成的濾波器將信號輸送到所述電壓比較器。由LM124、三極體TR9、電阻R27和R36、電容C11所構成的所述比較電壓發生器；通過電阻R27將50Hz方波輸入到所述三極體TR9的基極，用於控制比較電壓的周期產生；比較電壓發生器產生的比較電壓信號輸送到電壓比較器。由LM324、三極體TR10、電阻R31和R32所構成的所述電壓比較器通過所述LM324的第一埠接收來自於所述放大器輸出的信號，所述電壓比較器通過所述LM324的第二埠接收來自於所述比較電壓發生器輸出的信號；並通過與所述三極體TR10集電極相連的VOUT將電壓比較器接收到的信號輸入到中央處理單元的輸入捕捉埠。
本發明血壓測定方法包括下列步驟第一步驟準備好所用的血壓測定裝置，所述的血壓測定裝置包括中央處理單元、充氣閥、袖帶、壓力傳感器、程控放氣閥、比較電壓發生器、放大器、電壓比較器、PWM發生器和顯示器；第二步驟利用充氣閥充氣後，中央處理單元自動識別和調整充氣壓力值，並根據充氣最終壓力的大小和壓力振蕩波形的幅值控制放氣速率；第三步驟進入檢測流程，中央處理單元根據壓力振蕩波形的幅值，通過更改中央處理單元內部定時器的計數頻率，確定壓力信號放大增益，並保存檢測到的壓力振蕩波形序列，然後根據壓力振蕩幅值和心率，進一步控制放氣速率；第四步驟進入數據採集流程，中央處理單元根據上述的壓力振蕩最大幅值的序列，計算出收縮壓和舒張壓的理論值，根據所述的理論值、壓力振蕩波形的振幅、單個壓力振蕩波形的參數變化及與歷史測量數據的相關性來修正計算係數，選擇、確定補償係數後，重新計算收縮壓和舒張壓；第五步驟中央處理單元中的存儲器保存上述的收縮壓和舒張壓，顯示器輸出上述的心率、收縮壓和舒張壓的信息。
在所述的數據採集流程中所述中央處理單元中的存儲器自動存儲歷史測量的多次壓力振蕩波形序列和當前測量的壓力振蕩波形序列；在所述的數據採集流程中所述中央處理單元中的計算器通過判斷整個壓力振蕩波形序列的變化特徵，自動識別出同一被測人體的測量數據；所述單個壓力振蕩波形的參數包括上升速率、下降速率和波形寬度；所述放大增益設定為三檔，放大增益分別是0.7、1.0和1.5；所述補償係數包括收縮壓補償係數和舒張壓補償係數；所述收縮壓補償係數的取值範圍是0.44～0.59，所述舒張壓補償係數的取值範圍是0.55～0.70，並依據壓力振蕩波形的檢出情況來確定具體的數值。
本發明血壓測定裝置及方法與現有技術相比，具有以下有益效果1、減少人體的差異性對血壓測量結果的影響；2、減少外界幹擾的波動性對血壓測量結果的影響；3、動態調整放氣速率，提高測量的精度和穩定性，並減少全程測量的時間；4、採用壓力振蕩波形的識別技術消除外界的幹擾，提高多次測量結果的穩定性。


圖1-1是本發明血壓測定裝置的結構框圖；圖1-2是本發明血壓測定裝置中放大器、比較電壓發生器和電壓比較器的電路圖；圖2是採用本發明血壓測定裝置進行一次完整血壓測量中壓力振蕩波的檢出圖形；圖3是對圖2所示壓力振蕩波序列振幅的包絡線；圖4是定義本發明血壓測定裝置單個壓力振蕩波的波形參數圖；圖5是採用本發明血壓測定裝置控制充氣壓力的流程圖；圖6是採用本發明血壓測定裝置控制放氣速率的流程圖；圖7是採用本發明血壓測定裝置控制放大增益的流程圖；圖8是當振蕩波形數目＝5時，本發明血壓測定裝置控制放氣速率的流程圖；圖9-1和圖9-2是本發明實施例中血壓測定的流程圖；具體實施方式
下面結合附圖和具體實施例對本發明血壓測定裝置及方法做進一步詳細說明。
圖1-1示出了本發明血壓測定裝置包括中央處理單元102、鍵盤101、充氣泵103、袖帶104、壓力傳感器105、放大器106、電壓比較器107、比較電壓發生器112、PWM發生器109、放氣閥110和顯示器111。所述中央處理器102中包括有存儲裝置和計算裝置。其中所述鍵盤101依次連接中央處理單元102、充氣泵103、袖帶104、壓力傳感器105、放大器106、電壓比較器107和比較電壓發生器112；所述中央處理單元102還分別連接比較電壓發生器112、電壓比較器107、PWM發生器109和顯示器111；所述PWM發生器111還依次連接放氣閥110和袖帶104。
本發明中的壓力傳感器105採用矽壓傳感器，例如Motorola MPXV53G；充氣泵103可採用日本精工P23B或廈門科際KPM27C；程控放氣閥110採用廈門科際KSV15A；中央處理單元102可採用Ti MSP430F413，16位單片機，8k存儲容量；PWM發生器109可以被中央處理單元102所包含，也可以是單獨的一個晶片，如，TL598。
所述中央處理單元102根據充氣壓力高度，通過調整PWM發生器109的輸出，控制放氣閥110的放氣速率，所述中央處理單元102存儲當前壓力振蕩波形序列；所述放大器106接收壓力傳感器105傳遞過來的壓力振蕩波形，所述中央處理單元102根據壓力振蕩波形的幅值調整、確定並存儲壓力信號放大增益。
如圖1-2所示，本發明中血壓測定裝置中的放大器由LM324、電阻R22、R23、R24、R25、R26、R29和可調電阻VR1，電容C9和C10構成；所述LM324採用+3.8V單端供電，可調電阻VR1用於調整放大輸出信號的零位；壓力傳感器105輸出的信號通過埠Vout+和Vout-輸入到放大器106，並通過電阻R23和R24分別連接到LM324的埠3與埠2，放大後的信號通過埠1輸出；然後通過由電阻R28和電容C12構成的濾波器將信號輸送到所述電壓比較器的埠10。
所述比較電壓發生器112由LM124、三極體TR9、電阻R27和R36、電容C11所構成的所述比較電壓發生器；通過電阻R27將50Hz方波輸入到所述三極體TR9的基極，控制比較電壓的周期產生；比較電壓發生器112產生固定周期、固定斜率變化的比較電壓信號，輸出到電壓比較器107的埠9。
所述電壓比較器107.由LM324、三極體TR10、電阻R31和R32所構成的。所述電壓比較器通過所述LM324的第一埠，即埠10接收來自於所述放大器輸出的信號，所述電壓比較器通過所述LM324的第二埠，即埠9接收來自於所述比較電壓發生器輸出的信號；並通過與所述三極體TR10集電極相連的VOUT將電壓比較器接收到的信號輸入到中央處理單元的輸入捕捉埠。
上述放大器106、比較電壓發生器112和電壓比較器107電路中各元器件的連接關係在圖1-2示出。
下面簡述本發明血壓測定裝置的工作過程如下首先，將袖帶104纏於人體的上臂，然後通過鍵盤101操作啟動血壓測量過程，中央處理單元102控制充氣泵103對袖帶104進行充氣，同時與袖帶104相連的壓力傳感器1 05感受人體的壓力振蕩波動，壓力信號經過一個放大器106放大後，經電壓比較器107傳送到中央處理單元102。所述中央處理單元102根據接收到的壓力振蕩波的變化情況，判斷袖帶104內的壓力是否高於被測人體的收縮壓。如果壓力低於收縮壓，充氣泵110繼續對袖帶104充氣；如果壓力高於收縮壓，中央處理單元102輸出一個控制信號至PWM發生器109，產生一個佔空比可調的方波序列，開啟放氣閥110進行緩慢放氣。
本發明血壓測定裝置中的放大和A/D轉換功能，其流程如下壓力傳感器105輸出的信號首先經過一個放大器106進行幅度變換，其變換範圍是0-1V；中央處理器102。輸出一個50Hz的連續方波，其佔空比為1∶9，在每個方波的上升沿啟動一次電壓的充放電過程，產生一個固定斜率的比較電壓波形；比較電壓與信號電壓輸入到一個電壓比較器107，產生一個電壓脈衝，脈衝的持續時間，即寬度與信號電壓值成正比；脈衝時間序列輸入到中央處理單元102的輸入捕捉埠，中央處理單元102，通過中央處理單元102內部定時器將脈衝的上升沿和下降沿的時刻進行記錄，定時器輸出的計數值反映傳感器輸出電壓的大小，即實現A/D轉換。壓力信號放大增益的實現是通過更改中央處理單元內部定時器的計數頻率來實現的。定時器輸出的計數值用2個字節存儲，壓力振蕩波形的幅度用1個字節存儲。因此，壓力振蕩波形的幅度的動態範圍有限，當計數頻率一定時，在幅度較大時可能超限。相同的傳感器輸出電壓對應的脈衝寬度是一致的，計數頻率越高，數據的動態範圍越大，精度也越高；計數頻率越低，數據的動態範圍越小，精度也越低。因此，改變計數頻率的大小可實現壓力信號放大增益的調整。
我們知道，人體組織的特性和差異性會引起放氣速度的不均勻，影響壓力振蕩波形的檢出，本發明血壓測定裝置通過程控放氣閥110動態地保持均勻的放氣速度，同時根據實際檢出的壓力振蕩波形的強弱來加快或放慢放氣速度。這樣一來，可以在保持測量準確性的前提下，將測量時間縮短到一個較小的時間段內。
為了達到上述目的，所述中央處理單元102根據充氣的最大壓力值和前幾次壓力振蕩波的檢出情況，調整PWM發生器109產生方波的佔空比，控制放氣速率，從而降低測量時間。在放氣過程中，壓力振蕩波動經壓力傳感器105、放大器106和電壓比較器107被中央處理單元102接收。
在壓力信號採集的過程中，中央處理單元102判斷振蕩波的幅度調整壓力信號的放大增益。對於壓力振蕩波形較弱的情況，增大放大增益，提高壓力振蕩波的檢出率；對於壓力振蕩波形強的情況，減小放大增益，避免採集的壓力信號出現飽和，超出1個字節的存儲範圍。因此，本發明血壓測量裝置具有較大的動態測量範圍和較高的適用性。
另外，在放氣過程中，中央處理器102檢測因袖帶104容積變化引起放氣速率的變化，調整PWM發生器109的輸出，將袖帶104內壓力下降的速率穩定在一個較恆定的範圍內，保證壓力振蕩波檢出的正確性。
當放氣完畢後，中央處理單元102中的存儲裝置保存一個壓力振蕩波序列。中央處理單元102中的計算裝置將所述存儲裝置保存的壓力振蕩波序列與保存的歷史壓力振蕩波序列相比較，通過比較整個壓力振蕩波序列所擬合得到的包絡線的變化特徵，可以自動識別出是否存在同一被測人體的歷史數據。
所述中央處理單元102對所有壓力振蕩波形的上升斜率和下降斜率進行統計分析，然後依據壓力振蕩波形最高幅值的大小和斜率變化情況自動選擇合適的計算方法，最終得到血壓測量值，並在顯示器111上進行顯示。另外，依據壓力振蕩波在時間上的分布，求出被測人體的心率，同樣在顯示器111上顯示輸出。
所述中央處理單元102在進行當前血壓值計算時，綜合考慮當前壓力振蕩波的和歷史記錄，通過波形平滑的方法消除測量過程中因被測人員手臂的移動或外界環境的幹擾等因素引起的一些數據奇異點，同時限制同一人體在一定時間內的多次測量中因幹擾的介入而對不同計算方法的選擇範圍，減少了在一些臨界條件下不同計算係數所產生的差異性，提高了該血壓測量裝置的重複性和準確度。
採用本發明血壓測定裝置進行血壓測定時，其方法如下第一步驟準備好所用的血壓測定裝置，所述的血壓測定裝置包括中央處理單元102、充氣泵103、壓力傳感器105、程控放氣閥110、放大器106、PWM發生器109和顯示器111；第二步驟利用充氣閥103充氣後，中央處理單元102自動識別和調整充氣壓力值，並根據充氣最終壓力的大小和壓力振蕩波形的幅值控制放氣速率；第三步驟進入檢測流程，中央處理單元102根據壓力振蕩波形的幅值，通過對內部定時器中計數頻率的調整，確定壓力信號的放大增益，並保存檢測到的壓力振蕩波形序列，然後根據壓力振蕩幅值和心率，進一步控制放氣速率；第四步驟進入數據採集流程，中央處理單元102根據上述的壓力振蕩最大幅值的序列，計算出收縮壓和舒張壓的理論值，根據所述的理論值、壓力振蕩波形的振幅和單個壓力振蕩波形的參數變化，及與歷史測量數據的相關性來修正計算係數，選擇、確定補償係數後，重新計算收縮壓和舒張壓；所述單個壓力振蕩波形的參數包括上升速率、下降速率和波形寬度；第五步驟中央處理單元102中的存儲器保存上述的收縮壓和舒張壓，顯示器111輸出上述的心率、收縮壓和舒張壓的信息。
圖4示出了採用本發明血壓測定裝置時，對單個壓力振蕩波波形參數的定義。
波動寬度405為壓力振蕩波出現點401到袖帶104內壓力下降到所述出現點401對應壓力值時的時間間隔。波動的幅度的計算方法是依據兩次相鄰壓力振蕩波起點的壓力值和出現的時間間隔求出該時間段內壓力的平均下降速度，即作一條通過兩次相鄰壓力振蕩波起點401和407的直線403，然後過壓力振蕩波上各點作所述直線403的垂線，最大長度垂線在振蕩波形上通過的點為振蕩幅度最高點402，然後過振蕩幅度最高點402作鉛垂線，與直線403交點對應的長度為振蕩幅度409。由于振蕩波出現的過程中袖帶104內的壓力在持續下降，採用上述計算方法可以基本補償因放氣速度變化引起的振蕩幅度計算誤差。
壓力振蕩波上升斜率是壓力振蕩波起點401和振蕩幅度最高點402的連線406與兩次壓力振蕩波起點連線403的夾角α；壓力振蕩波下升斜率是振蕩幅度最高點402和下一次壓力振蕩波起點407的連線408與兩次壓力振蕩波起點連線403的夾角β。
實施例1
如圖5所示，在血壓測量的501開始階段，系統設定初始壓力值，本實施例設定的初始壓力值是160mmHg 502之後，下一步驟503將關閉放氣閥110，接下來504中央處理單元102啟動充氣泵103，此時對纏繞於手臂的袖帶104進行充氣，同時控制PWM發生器109產生一個高佔空比的信號，使放氣閥110基本處於關閉狀態；中央處理單元102連續檢測袖帶104內的壓力，當壓力值達到程序設定的第一個壓力值時，停止充氣泵110，暫停充氣2秒506，在這一時間間隔內進行步驟507，對檢測到的振蕩波形的形狀，即振蕩波的幅度和波形下降斜率進行判斷，如果振蕩波的幅度小於幅度設定值，並且波形下降斜率小於斜率下降值，則表明當前的壓力值已經高於被測對象的收縮壓，中央處理單元102開啟放氣閥110，進入血壓檢測流程509；如果不滿足上述507條件，中央處理單元102將壓力設定值在原有的基礎上增加40mmHg，如步驟508所示，並重新啟動充氣泵103，直至袖帶104內的壓力值達到新的壓力設定值高度，重複上述判斷流程505，直至袖帶104內壓力大於被測對象的收縮壓，至此完成了充氣壓力自動判斷的過程，隨後進入血壓測量流程509。
圖6示出了在完成了上述充氣壓力自動判斷流程後，開始放氣速率控制選擇流程601，中央處理單元102載入最終的充氣壓力高度602，根據載入不同的最終充氣壓力高度值，系統選擇不同的初始放氣速率，如圖6中的603和604所示。
即，若壓力高度＜＝160mmHg時，則控制放氣速率為4mmHg/s；若200mmHg＞＝壓力高度＞160mmHg時，則控制放氣速率為5mmHg/s；若240mmHg＞＝壓力高度＞200mmHg時，則控制放氣速率為5.5mmHg/s；若壓力高度＞240mmHg時，則控制放氣速率為6mmHg/s。
總之，充氣壓力越大放氣速率也越大，最後控制PWM發生器109輸出相應佔空比的信號，實現不同放氣速率的控制。
如圖7所示，在放氣過程中，即壓力振蕩波形的檢測中，由於袖帶104內的壓力和氣體容積持續下降，手臂的組織特性受壓後的不均勻變化，使得施加在放氣閥110上固定佔空比的驅動信號將不能保證放氣速率保持在設定的恆定值上。為了實現恆定速率的放氣，中央處理單元102以50Hz的採樣頻率檢測袖帶內壓力的變化，計算放氣速度，並調整程控放氣閥110的驅動信號的佔空比進行放氣速度的控制。
經過上述反饋控制流程之後，系統的放氣速率在一個比較小的範圍內波動，避免了系統放氣速率出現的振蕩，提高了振蕩波形的檢出精度，提高了血壓測量的精度。
在如圖7所示的壓力信號放大增益開始時701，首先設定起始放大增益為1.0，看步驟702，得到實際中可能出現的不同的信號放大增益703後，根據當前波形幅值與滿量程的關係704，確定出所採用的增益數值705，然後進行數據採集706。
即，在上述的703、704和705中，系統根據下述不同情況，確定最終所採用的增益數值
當信號放大增益＝1.0時，若滿量程的40％＜＝當前波形幅值＜＝85％時，則增益＝1.0；若當前波形幅值＜滿量程的40％時，則增益＝1.5；若當前波形幅值＞滿量程的85％時，則增益＝1.7；當信號放大增益＝0.7時，若當前波形幅值＞＝滿量程的65％，則增益＝1.0；若當前波形幅值＜滿量程的65％，則增益＝0.7；當信號放大增益＝1.5時，若當前波形幅值＜＝滿量程的55％，則增益＝1.0；若當前波形幅值＞滿量程的55％，則增益＝1.5。
在上述檢測過程中，中央處理單元102同時對檢出振蕩波形的振蕩幅值和心率進行分析，圖8示出了振蕩波形檢出的數目等於5時，其放氣速率的控制流程，根據振蕩幅值和心率的關係803，分別給予放氣速率一個調整量804，最終控制放氣速率805，結合下表詳細描述分析情況

當振蕩幅值較大，即大於70時，且心率較低，即小於55次/秒時，保持原有放氣速率；當振蕩幅值較大，即大於70時，且心率一般，即55～90次/秒時，將放氣速率增大一較小的值，即增大0.5mmHg/s；當振蕩幅值較大，即大於70時，且心率較高，即大於90次/秒時，將放氣速率增大一較大的值，即增大1mmHg/s；當振蕩幅值一般，即在30～70範圍時，且心率較低，即小於55次/秒時，將放氣速率減小一較小的值，即減少0.5mmHg/s；當振蕩幅值和心率的值都處於一般水平，即振蕩幅值在30～70範圍，心率在55～90次/秒時，將保持原有的放氣速率；當振蕩幅值一般，即在30～70範圍時，且心率較高，即大於90次/秒時，將放氣速率增大一較小的值，即增大0.5mmHg/s；當振蕩幅值較小，即小於30時，且心率較低，即小於55次/秒時，將放氣速率減小一較大的值，即減少1mmHg/s；
當振蕩幅值較小，即小於30時，且心率一般，即55～90次/秒時，將放氣速率減小一較小的值，即減少0.5mmHg/s；當振蕩幅值較小，即小於30時，且心率較高，即大於90次/秒時，保持原有放氣速率；通過上述放氣速率的調整，振蕩波形能反映波形序列的檢出情況，也保證了系統的穩定性。
在上述放氣速率控制流程中，涉及到振蕩波形幅值的大小的比較。在進行隔值大小的比較時，中央處理單元102對數據進行歸一化，即消除在壓力檢測過程中設置不同信號放大增益的影響。信號放大增益設為3檔，分別是0.7、1.0和1.5。對於幅值一般，即幅值在30～70的情況，選擇放大增益為1.0；對於幅值較大，即幅值大於70的情況，選擇放大增益為0.5；對於幅值較小，即幅值小於30的情況，選擇放大增益為1.5。
在壓力振蕩波形的檢出過程中，為了減少存儲容量，中央處理單元102並不保存所有的波形數據，只是在檢出每個振蕩波形時計算出振蕩最大幅值、上升斜率、下降斜率和脈動寬度。當放氣過程結束後，中央處理單元102振蕩最大幅值的序列建立壓力振蕩波形包絡線，並分別計算上升斜率、下降斜率和脈動寬度序列的平均值和均方差。
然後依據壓力振蕩波形包絡線的特徵和上升斜率、下降斜率和脈動寬度的平均值和均方差的大小選擇相應的計算係數來計算收縮壓和舒張壓。
實施例2下面結合圖9-1和圖9-2詳細描述壓力振蕩波形數目大於3時的上述各數據的算法選擇流程，需要說明一點，對於圖9-1和圖9-2中分別出現的附圖標記A、B和C，表示圖9-1與圖9-2流程的對應的連接關係。
在此之前，緩慢放氣過程已結束，並得到了完整的壓力振蕩波形序列，如圖2所示的一次完整血壓測量中壓力振蕩波的檢出情況，然後開始算法流程901，當壓力振蕩波形數目小於或等於3時902，此時收縮壓和舒張壓均為零903，系統提示錯誤信息904，結束此流程，即905。當壓力振蕩波形數大於3時902，以初始係數0.5進行收縮壓計算906，根據計算後得到的收縮壓的值907和振蕩幅值908的不同，選擇相應的收縮壓補償係數909，各參量之間的關係如下當計算收縮壓的值＞＝220mmHg時，如907所示若振幅＞100，則收縮壓補償係數＝0.5；若100＞＝振幅＞70，則收縮壓補償係數＝0.59；若70＞＝振幅＞40，則收縮壓補償係數＝0.52；若振幅＜＝40，則收縮壓補償係數＝0.44。
當180mmHg＜＝計算收縮壓的值＜220mmHg時
若振幅＞90，則收縮壓補償係數＝0.5；若90＞＝振幅＞30，則收縮壓補償係數＝0.58；若振幅＜＝30，則收縮壓補償係數＝0.48。
當130mmHg＜＝計算收縮壓的值＜180mmHg時若振幅＞50，則收縮壓補償係數＝0.5；若50＞＝振幅＞40，則新係數＝0.58；若振幅＜＝40，則收縮壓補償係數＝0.46。
當130mmHg＜＝計算收縮壓的值＜90mmHg時若振幅＞30，則收縮壓補償係數＝0.5；若30＞＝振幅，則收縮壓補償係數＝0.57。
確定上述補償係數後，以收縮壓補償係數進行收縮壓計算910，然後根據計算得出的收縮壓的值再計算上升斜率、下降斜率和脈動寬度的均方差和平均值比值的平均比值911，根據計算收縮壓的值的不同912，確定平均比值的大小913，本實施例給出如下幾種情況若計算收縮壓的值＞＝180mmhg，且平均比值＜＝0.15，或130mmhg＜＝計算收縮壓的值＜180mmhg，且平均比值＜＝0.15，或計算收縮壓的值＜130mmhg，且平均比值＜＝0.2，則收縮壓＝計算收縮壓的值；若計算收縮壓的值＞＝180mmhg，且平均比值＞0.15，或130mmhg＜＝計算收縮壓的值＜180mmhg，且平均比值＞0.15，或計算收縮壓的值＜130mmhg，且平均比值＞0.2，則根據下列公式求出收縮壓；公式收縮壓＝計算收縮壓*{1.0+[Min(平均比值，a)-b]*c}；公式中係數a、b和c的具體數值與上述912步驟中計算收縮壓的值有關，其關係如下當計算收縮壓的值＞＝180mmHg時，則公式中的a＝0.25，b＝0.15，c＝1；當130mmHg＜＝計算收縮壓的值＜180mmHg時，則公式中的a＝0.25，b＝0.15，c＝0.8；當計算收縮壓的值＜130mmHg時，則公式中的a＝0.3，b＝0.2，c＝1。
按上述方法得到收縮壓後，以係數0.6計算舒張壓915，根據計算舒張壓的值916和振幅917的不同，確定舒張壓補償係數918，計算舒張壓的值與振幅及舒張壓補償係數的關係如下當計算舒張壓的值＞＝110mmHg時若振幅＞100，則舒張壓係數＝0.69；若100＞＝振幅＞70，則舒張壓補償係數＝0.55；
若振幅＜＝40，則舒張壓補償係數＝0.7。
當110mmHg＞＝計算舒張壓的值＞70mmHg時若振幅＞90，則舒張壓補償係數＝0.7；若振幅＜＝90，則舒張壓補償係數＝0.56。
確定舒張壓補償係數後，以補償係數進行舒張壓的計算919。
顯示器111顯示由上述914步驟求得的收縮壓和上述919步驟求得的舒張壓920，結束此次血壓測定過程921。上述流程從一定程度上消除了不同人體對計算方法的要求。
值得注意的是，人體的差異性較大，反映在心率、心跳的強度和持續時間，心律不齊、心房關閉不嚴等心臟疾病，引起壓力振蕩波的頻譜特性有一定的差異。另外，在測量過程中，被測人體的手臂的狀態也不可能是一成不變的，如肌肉的收縮，手臂位置的移動，肘關節和手指的彎曲等，這也都會使得壓力振蕩波的頻譜特性發生變化。本發明血壓測定裝置在壓力檢測過程中對壓力信號進行數字濾波處理，有效地減小了噪聲的幹擾，增強了穩定性，減少了個體差異性的影響，提高了壓力振蕩波形的檢出率。
另外，在本實施例中計算各補償係數時所提及的振幅都是包絡線上的最大振幅，如圖3中所示的301。
實施例3本實施例主要說明當本發明的血壓測定方法進入數據採集流程時，中央處理單元使如何根據上述的理論值、壓力振蕩波形的振幅、單個壓力振蕩波形的參數變化及與歷史測量數據的相關性來進行同一人體測量數據的判斷和修正計算係數的。
由於在本發明血壓測定裝置包括有一個存儲器，所述存儲器自動保存前若干次測量的壓力振蕩波形包絡線和壓力振蕩波的上升速率、下降速率和脈動寬度分別求得的平均值和均方差等統計值。
在當前的測量過程中，本發明血壓測定裝置對當前測量的壓力振蕩波形序列求得包絡線，計算出上升速率、下降速率和脈動寬度的平均值和均方差，並與保存的歷史壓力振蕩波形包絡線相比較，通過判斷兩條壓力振蕩波形包絡線的重合度，即振蕩波形最大幅度及其所處位置的壓力值，包絡線上升斜率和下降斜率，歸一化後的偏差；通過判斷所述重合度＝1-[(最大振蕩幅度差/兩次平均振蕩幅度)+(最大振蕩幅度對應壓力差/兩次平均壓力)+(包絡線上升斜率差/兩次平均包絡線上升斜率)+(包絡線下降斜率差/兩次平均包絡線下降斜率)]/4的大小來識別出是否同一人體的歷史測量數據。
通過對多次存儲的數據進行遍歷比較，選擇出偏差最小，即重合度最好的歷史波形數據。如果壓力振蕩波形的重合度比較高，例如所述重合度大於70％時，且統計參數的偏差在一定範圍內，則判斷這兩次測量對象為同一人體，否則為不同人的測量結果；如果所存儲歷史數據都不滿足同一人體測量數據的判斷條件，該次血壓測量值以圖9所示的流程進行計算，並將歷史波形數據中時間最早的序列替換。
在同一人體的測量條件下，本發明血壓測定裝置首先提取出兩壓力振蕩波形包絡線上差異性較大的部分，然後通過比較周邊點的變化情況，判斷當前包絡線中這些差異是否因外界的幹擾引起的，各種分析情況如下如果是外界幹擾引起的奇異點，參照歷史壓力振蕩波形包絡線上對應的部分和周邊點的數據對這些奇異點進行平滑處理，然後依據當前壓力振蕩波形包絡線的振幅大小選擇對應的計算係數，並與歷史壓力振蕩波形包絡線中依據振幅大小所選定的計算係數相比較；如果兩次測量的計算係數，即收縮壓係數和舒張壓係數相同，增加當前測量統計參數對收縮壓係數的修正，計算出當前的血壓值，並將對應的歷史壓力振蕩波形數據更新；如果兩次測量中依據振幅大小所選定的計算係數不同，依據兩次測量數據重合度的大小對兩次的計算係數進行線性插值修正，即修正後計算係數＝歷史計算係數+(當前計算係數-歷史計算係數)*(1-重合度)；例如以0.5收縮壓係數計算收縮壓的值為150，振蕩幅值為48，對應選擇的係數為0.58，歷史測量數據的振蕩幅值為52，對應選擇的係數為0.5，兩次測量數據的重合度為80％，並判斷為同一人體的兩次測量，修正後的收縮壓計算係數計算公式如下修正後的收縮壓計算係數＝0.5+(0.58-0.5)*(1-0.8)＝0.52然後增加當前測量統計參數對收縮壓係數的修正，計算出當前的血壓值，並將對應的歷史壓力振蕩波形數據更新。
在綜合考慮了當前測量結果和歷史測量結果，可有效地提高了裝置的測量重複性和準確度。
權利要求
1.一種血壓測定裝置，其特徵在於鍵盤依次連接中央處理單元、充氣泵、袖帶、壓力傳感器、放大器、電壓比較器和比較電壓發生器；所述中央處理單元還分別連接比較電壓發生器、電壓比較器、PWM發生器和顯示器；所述PWM發生器還依次連接放氣閥和袖帶。
2.根據權利要求1所述的血壓測定裝置，其特徵在於，由LM324、電阻R22、R23、R24、R25、R26、R29和可調電阻VR1，電容C9和C10所構成的所述放大器接收來自於所述壓力傳感器的信號，然後通過由電阻R28和電容C12構成的濾波器將信號輸送到所述電壓比較器。
3.根據權利要求1所述的血壓測定裝置，其特徵在於，由LM124、三極體TR9、電阻R27和R36、電容C11所構成的所述比較電壓發生器；通過電阻R27將50Hz方波輸入到所述三極體TR9的基極，用於控制比較電壓的周期產生；比較電壓發生器產生的比較電壓信號輸送到電壓比較器。
4.根據權利要求1所述的血壓測定裝置，其特徵在於，由LM324、三極體TR10、電阻R31和R32所構成的所述電壓比較器通過所述LM324的第一埠接收來自於所述放大器輸出的信號，所述電壓比較器通過所述LM324的第二埠接收來自於所述比較電壓發生器輸出的信號；並通過與所述三極體TR10集電極相連的VOUT將電壓比較器接收到的信號輸入到中央處理單元的輸入捕捉埠。
5.一種血壓測定方法，其特徵在於，它包括下列步驟第一步驟準備好所用的血壓測定裝置，所述的血壓測定裝置包括中央處理單元、充氣泵、袖帶、壓力傳感器、放氣閥、放大器、比較電壓發生器、電壓比較器、PWM發生器和顯示器；第二步驟利用充氣泵充氣後，中央處理單元自動識別和調整充氣壓力值，並根據充氣最終壓力的大小和壓力振蕩波形的幅值控制放氣速率；第三步驟進入檢測流程，中央處理單元根據壓力振蕩波形的幅值，調整壓力信號的放大增益，並保存檢測到的壓力振蕩波形序列，然後根據壓力振蕩幅值和心率，進一步控制放氣速率；第四步驟進入數據採集流程，中央處理單元根據上述的壓力振蕩最大幅值的序列，計算出收縮壓和舒張壓的理論值，根據所述的理論值、壓力振蕩波形的振幅、單個壓力振蕩波形的參數變化及與歷史測量數據的相關性來修正計算係數，選擇、確定補償係數後，重新計算收縮壓和舒張壓；第五步驟中央處理單元中的存儲器保存上述的收縮壓和舒張壓，顯示器輸出上述的心率、收縮壓和舒張壓的信息。
6.根據權利要求5所述的血壓測定方法，其特徵在於，在所述的數據採集流程中所述中央處理單元中的存儲器自動存儲歷史測量的多次壓力振蕩波形序列和當前測量的壓力振蕩波形序列。
7.根據權利要求5所述的血壓測定方法，其特徵在於，在所述的數據採集流程中所述中央處理單元中的計算器通過判斷整個壓力振蕩波形序列的變化特徵，自動識別出同一被測人體的測量數據。
8.根據權利要求5所述的血壓測定方法，其特徵在於，所述單個壓力振蕩波形的參數包括上升速率、下降速率和波形寬度。
9.根據權利要求5所述的血壓測定方法，其特徵在於，所述放大增益設定為三檔，放大增益分別是0.7、1.0和1.5。
10.根據權利要求5所述的血壓測定方法，其特徵在於，所述補償係數包括收縮壓補償係數和舒張壓補償係數；所述收縮壓補償係數的取值範圍是0.44～0.59，所述舒張壓補償係數的取值範圍是0.55～0.70，依據壓力振蕩波形的檢出情況來確定指定的數值。
全文摘要
本發明公開了一種血壓測定裝置及方法，其裝置是鍵盤依次連接中央處理單元、充氣泵、袖帶、壓力傳感器、放大器、電壓比較器和比較電壓發生器；所述中央處理單元還分別連接比較電壓發生器、電壓比較器、PWM發生器和顯示器；所述PWM發生器還依次連接放氣閥和袖帶；其方法，包括下列步驟1.準備好所用的血壓測定裝置；2.調整充氣壓力值，控制放氣速率；3.進入檢測流程進一步控制放氣速率；4.進入數據採集流程，重新計算收縮壓和舒張壓；5.保存、輸出信息。本發明血壓測定裝置及方法可在壓力檢測過程中對壓力信號進行數字濾波處理，增強了穩定性，減少了個體差異性的影響，提高了壓力振蕩波形的檢出率。
文檔編號A61B5/021GK1394546SQ0212544
公開日2003年2月5日 申請日期2002年8月8日 優先權日2002年8月8日
發明者胡曉東, 劉治軍, 王任大, 潘新華 申請人:天津市先石光學技術有限公司