专利名称：一种腕式电子血压计及测定方法
技术领域：
本发明涉及一种血压和心率的测定装置及其测定方法。
背景技术：
目前，绝大多数血压监护仪和电子血压计采用示波法测量血压。示波法测量血压需要利用充气袖带或腕带阻断动脉血流，然后缓慢放气，在放气过程中检测血管壁搏动引起袖带或腕带内的气体压力振荡波。当袖带或腕带内压力大于收缩压时，动脉关闭，袖带或腕带内因近端脉搏的冲击而出现细小的振荡波；当袖带或腕带内压力大于平均动脉压时，振荡波幅度逐渐增大；当袖带或腕带内压力约等于平均动脉压时，动脉管壁处于去负荷状态，振荡波幅度达到最大；当袖带或腕带内压力小于平均动脉压时振荡波幅度逐渐减小；当袖带或腕带内压力小于舒张压以后，动脉管壁在舒张期已充分扩张，管壁刚性增加，而振荡波幅度维持较小的水平。通过建立上述收缩压、舒张压、平均动脉压与袖带内压力波动的相关性来测量血压。示波法测血压时袖带内无拾音器件，操作简单，抗外界噪声干扰能力强。
在采用示波法的电子血压计中，确定收缩压和舒张压的计算方法主要有幅度比例系数计算法和波形特征点法。对于血压测量，一次充气和放气的过程需要几十秒的时间，在这个过程中可以得到一系列不同幅度的压力振荡波，这些振荡波出现的频率与脉搏相同。对于压力振荡波序列进行拟合得到一条包络线，包络线的形状为确定舒张压和收缩压的重要依据。
在幅度比例系数计算法中，首先确定压力振荡波的最大幅值，然后将这个幅值分别与收缩压和舒张压的比例系数相乘，在两侧得到两个新的振荡波幅值，它们所对应的压力值分别为收缩压和舒张压。依据人体在年龄、体重、身高和测量时间等方面的不同，收缩压和舒张压对应比例系数在一定范围内波动，一般收缩压的比例系数波动范围为0.46～0.64，舒张压的比例系数波动范围为0.43～0.73。
在波形特征点法中，主要有两种判断方法，一是临界点判断法，即在放气过程中，将压力振荡波中的第一个突然跳变所对应的压力判断为收缩压，压力振荡波幅度不继续降低前的那个波动所对应的压力判断为舒张压；二是压力波包络线拐点判别法，即在放气过程中，压力振荡波逐渐增大时包络线上出现的拐点所对应的压力值为收缩压，压力振荡波逐渐减小时包络线上出现的拐点所对应的压力值为舒张压。
通过上述阐述可知，幅度比例系数计算法所计算得到的血压值主要依据收缩压和舒张压比例系数的设定，而这一比例系数不仅因人而异，而且同一人在不同时间段收缩压和舒张压所对应的比例系数也有一定的波动。如果采用统一的收缩压和舒张压比例系数，那么血压测量值的误差将增大。
在腕部进行血压测量过程中，需要对腕带充气以阻断腕部，即前臂前端的血流。在上臂处的血压测量，由于测量部位处只有肱骨和肱动脉，采用袖带容易对动脉进行阻断，而且脉动波形完全来自肱动脉中的脉搏波，上述所提及的幅度比例系数计算法和波形特征点法也是在该测量条件下得到的。然而，由于臂前端的骨骼主要有尺骨和桡骨，动脉血管为尺动脉和桡动脉，利用腕带对尺动脉和桡动脉进行完全同时阻断有一定难度，而且在腕带内得到的脉动波形为尺动脉和桡动脉中脉搏波的叠加，因此脉动波形幅度的包络线与收缩压和舒张压的对应关系也有所区别，既在幅度比例系数的变化范围和包络线拐点的意义等方面得以体现，也表现在其它脉动波形的统计参数。但是，目前的腕式电子血压计对该方面没有进行足够的考虑。另外，由于测量部位紧靠腕关节，在测量的过程中，手腕和手指的移动都会对检测的脉动波形产生一定的干扰，加大血压测量的困难。另一方面，腕带内气囊的宽度和长度较短，容积较小。如果采用机械放气阀实现缓慢放气，在容积较小的条件下放气阀的开度很难控制；若开度稍大就会造成腕带内压力的快速下降，不能保证必要数量脉动波形的检出，若开度稍小会使得放气速度变小，测量时间明显增大，造成被测对象的不适，并增大干扰引入的可能性。即使腕式电子血压计在生产时将放气阀的开度调整合适，但在长期使用过程中也难以保证放气阀的开度保持一成不变。相对于上臂的信号，腕部的脉动信号较弱，而且测量过程中手指的弯曲容易造成腕带内压力的微小波动。
总之，如果采用机械放气阀，因容积变化引起的非线性放气将影响脉动波形的正确检出。如果采用电控放气阀，虽然可以实现以基本恒定的速率进行线性放气，但是由于在线性放气直线上会叠加一个与心率周期相同的脉动波形。如果对电控放气阀进行控制的时刻不合适，如在脉动波形上升沿出现阶段调整放气阀的开度，将使得脉动波形不能被正确检出。目前的腕式电子血压计未能结合在放气过程中脉动波形的正确检出来选择电控放气阀的控制点。
发明内容
与现有技术相比，本发明所要解决的技术问题是提供一种腕式电子血压计及血压测定方法，它具有自动调整放气速率的功能，利用数字信号处理法分离脉动波形信号，通过程序控制并根据脉动波形数据进行处理从而得到被测对象的血压值，有效地提高了测量精度，并能自动存储多次历史测量，消除当前测量数据中的一些奇异点，有效地提高了测量的重复性。
为了解决上述技术问题，本发明腕式电子血压计中的中央处理单元连接充气泵、PWM发生器、比较电压发生器、电压比较器、键盘和显示器；腕带连接充气泵、电控放气阀、压力传感器；所述腕带还依次连接电控放气阀、PWM发生器和中央处理单元；所述压力传感器依次连接放大器、比较电压发生器、电压比较器和中央处理单元。
在本发明的一种腕式电子血压计中，由LM324、电阻R22、R23、R24、R25、R26、R29和可调电阻VR1，电容C9和C10所构成的所述放大器接收来自于所述压力传感器的信号，然后通过由电阻R28和电容C12构成的滤波器将信号输送到所述电压比较器；由LM124、三极管TR9、电阻R27和R36、电容C11所构成的所述比较电压发生器通过电阻R27将50Hz方波输入到所述三极管TR9的基极，用于控制比较电压的周期产生；比较电压发生器产生的比较电压信号输送到电压比较器；或由LM324、三极管TR10、电阻R31和R32所构成的所述电压比较器通过所述LM324的第一端口接收来自于所述放大器输出的信号，所述电压比较器通过所述LM324的第二端口接收来自于所述比较电压发生器输出的信号；并通过与所述三极管TR10集电极相连的VOUT将电压比较器接收到的信号输入到中央处理单元的输入捕捉端口。
采用本发明腕式电子血压计进行血压测定时，其方法包括下列步骤第一步骤将所述腕式电子血压计与被测对象连接后，利用充气泵充气，达到目标压力值后缓慢放气，如果当前压力高于被测对象的收缩压时，则中央处理单元控制放气阀以恒定速率放气，并进入脉动波形检测流程；否则重新启动充气泵，使压力超过上次充气压力数值，直至当前压力高于被测对象的收缩压；第二步骤进入脉动波形检测流程，中央处理单元根据压力振荡波形的检出情况和计算出的心率周期进行数据处理，以消除外界干扰信号产生的虚假脉动波形，通过调整程控放气阀控制信号的占空比，从而控制放气速率；第三步骤在所述腕带内的压力持续下降过程中，一旦当前压力已低于被测对象的舒张压，则中央处理器根据压力振荡信号驱动程控放气阀进行快速放气，从而进入血压值计算流程，对脉动波形数据进行处理后，即可得到被测对象的收缩压和舒张压；第四步骤所述中央处理单元中的存储器保存上述的收缩压、舒张压和压力振荡波形序列，显示器输出被测对象的心率、收缩压和舒张压的信息。
另外，在本发明腕式电子血压计进行血压测定时，所述压力振荡波形的参数包括最大幅值、前半面积和波形宽度。在所述放气的初始阶段中，根据所述脉动波形的最大幅值和上升变化速率来进行收缩压的初算。所述消除外界干扰信号产生的虚假脉动波形过程中的数据处理是根据已检出的脉动波形宽度和瞬时心率进行的。所述收缩压和舒张压的数据是通过对所述脉动波形数据的最大振幅包络线和前半面积包络线进行处理后得到的，即利用包络线的平坦部分的覆盖压力范围、两条包络线的最大峰分布情况、最大振幅包络线的多峰特征、包络线的斜率变化及振荡幅度的平台表现情况，对最大振幅包络线和前半面积包络线的最大值进行分段处理。在所述中央处理单元中的存储器自动存储历史测量的多次压力振荡波形序列和当前测量的压力振荡波形序列，所述中央处理单元中的计算器通过判断整个压力振荡波形序列的变化特征，通过比较判断不同次的压力振荡波形序列的变化特征，完成自动识别流程，识别出同一被测对象的测量数据，并判断各点的重合度对奇异点进行平滑处理。所述自动识别流程中收缩压的识别依据是当腕带的压力超过收缩压时，压力振荡波形的最大幅值较小，且上升变化的速率较小；当腕带的压力小于收缩压时，压力振荡波形的最大幅值较大，且在前期上升变化的速率较大。
本发明一种腕式电子血压计及血压测定方法与现有技术相比，具有以下有益效果1、利用压力振荡波形的振幅和振幅的变化斜率预测收缩压，使得充气压力能够自动满足收缩压的测量；2、利用脉动波形和心率的检出情况来减少外界干扰引入的虚假脉动波形；3、选择合适的时刻动态地调整放气速率，保证振荡波形的检出，提高测量的精度和稳定性；4、采用压力振荡波形的识别技术消除外界的干扰，提高多次测量结果的稳定性。
5、对压力振荡波形的最大振幅包络线和前半面积包络线进行分析，利用规则推理判断和数值计算结合的方法适合腕部血压的测量；6、在数值计算中，对最大振幅包络线和前半面积包络线的最大值进行分段处理，并考虑同一人体历史测量数据的重合度，提高测定中计算方法对不同人群的适用性。
图1-1是本发明一种腕式电子血压计的结构框图；图1-2是本发明一种腕式电子血压计中放大器、比较电压发生器和电压比较器的电路图；图2是采用本发明一种腕式电子血压计进行血压测定的工作流程；图3是定义本发明一种腕式电子血压计中单个压力振荡波的波形参数图；图4是本发明一种腕式电子血压计进行一次完整血压测量中压力振荡波的检出图形；图5是图4所示压力振荡波序列最大振幅的包络线；图6是图4所示压力振荡波序列前半面积的包络线；图7是采用本发明一种腕式电子血压计的充气压力控制的流程图；图8是采用本发明一种腕式电子血压计选择放气速率控制阶段的示意图；图9-1和图9-2是采用本发明一种腕式电子血压计的虚假压力振荡波判断和消除及放气速率控制的流程图。
图10是采用本发明一种腕式电子血压计对同一人体测量波形判断和奇异点消除的流程图。
具体实施例方式
下面结合附图和具体实施例对本发明一种腕式电子血压计及血压测定方法作进一步详细说明。
首先结合图1-1和图1-2及具体实施方式
对本发明一种腕式电子血压计作详细描述。
图1-1示出了本发明一种腕式电子血压计包括中央处理单元102、键盘101、充气泵103、腕带104、压力传感器105、放大器106、电压比较器107、比较电压发生器112、PWM发生器109、放气阀110和显示器111。所述中央处理器102中包括有存储装置和计算装置。其中所述键盘101依次连接中央处理单元102、充气泵103、腕带104、压力传感器105、放大器106、电压比较器107和比较电压发生器112；所述中央处理单元102还分别连接比较电压发生器112、电压比较器107、PWM发生器109和显示器111；所述PWM发生器111还依次连接放气阀110和腕带104。
本发明中的压力传感器105采用硅压传感器，例如Motorola MPXV53G；充气泵103可采用日本精工P23B或厦门科际KPM27C；程控放气阀110采用厦门科际KSV15A；中央处理单元102可采用Ti MSP430F413，16位单片机，8k存储容量；PWM发生器109可以被中央处理单元102所包含，也可以是单独的一个芯片，如，TL598。
所述中央处理单元102根据充气压力高度，通过调整PWM发生器109的输出，控制放气阀110的放气速率，所述中央处理单元102存储当前压力振荡波形序列；所述放大器106接收压力传感器105传递过来的压力振荡波形。
如图1-2所示，本发明中一种腕式电子血压计中的放大器106由LM324、电阻R22、R23、R24、R25、R26、R29和可调电阻VR1，电容C9和C10构成；所述LM324采用+3.8V单端供电，可调电阻VR1用于调整放大输出信号的零位；压力传感器105输出的信号通过端口Vout+和Vout-输入到放大器106，并通过电阻R23和R24分别连接到LM324的端口3与端口2，放大后的信号通过端口1输出；然后通过由电阻R28和电容C12构成的滤波器将信号输送到所述电压比较器107的端口10。
所述比较电压发生器112由LM124、三极管TR9、电阻R27和R36、电容C11所构成的所述比较电压发生器112；通过电阻R27将50Hz方波输入到所述三极管TR9的基极，控制比较电压的周期产生；比较电压发生器112产生固定周期、固定斜率变化的比较电压信号，输出到电压比较器107的端口9。
所述电压比较器107由LM324、三极管TR10、电阻R31和R32所构成的。所述电压比较器112通过所述LM324的第一端口，即端口10接收来自于所述放大器106输出的信号，所述电压比较器107通过所述LM324的第二端口，即端口9接收来自于所述比较电压发生器112输出的信号；并通过与所述三极管TR10集电极相连的VOUT将电压比较器107接收到的信号输入到中央处理单元102的输入捕捉端口。
上述放大器106、比较电压发生器112和电压比较器107电路中各元器件的连接关系在图1-2示出。
下面结合图3至图10对采用本发明腕式电子血压计血压测定的方法作详细描述。
本发明一种腕式电子血压计的血压测量流程如图2所示，具体描述如下第一步骤如图2中201～205所示，将腕带104缠于人体的靠近手腕1cm左右的前臂上，电源开启后，可通过测量按键进入血压测量过程，如果在3分钟内没有启动测量流程，则腕式电子血压计自动关闭电源；第二步骤如图2中206～211所示，通过键盘101上的测量按键启动血压测量流程，中央处理单元102控制程控放气阀关闭，并控制充气泵103对腕带104进行充气到一个初始的压力目标值，然后中央处理单元102输出一个控制信号至PWM发生器109，以较小的开度开启程控放气阀110进行缓慢放气，同时与腕带104相连的压力传感器105感受人体的压力振荡波动，压力信号经过一个放大器106放大后，经电压比较器107传送到中央处理单元102。所述中央处理单元102根据接收到的压力振荡波的变化情况，判断腕带104内的压力是否高于被测人体的收缩压，判断依据是脉动波形的最大幅值和上升变化速率。如果压力低于收缩压，重新启动充气泵110继续对袖带104充气到新的压力目标值，新的压力目标值是在原有压力目标值的基础上增加60mmHg；如果压力高于收缩压，中央处理单元102输出一个控制信号至PWM发生器109，增大程控放气阀110的开度，开始进行放气速率恒定控制。
本发明一种腕式电子血压计中的放大和A/D转换功能，其流程如下压力传感器105输出的信号首先经过一个放大器106进行幅度变换，其变换范围是0-1V；中央处理器102输出一个50Hz的连续方波，其占空比为1∶9，在每个方波的上升沿启动一次电压的充放电过程，产生一个固定斜率的比较电压波形；比较电压与信号电压输入到所述电压比较器107产生一个电压脉冲，脉冲的持续时间即宽度与信号电压值成正比；脉冲时间序列输入到中央处理单元102的输入捕捉端口，中央处理单元102通过中央处理单元102内部定时器将脉冲的上升沿和下降沿的时刻进行记录，定时器输出的计数值反映传感器105输出电压的大小，即实现A/D转换。
第三步骤如图2中212～215所示，在放气过程中，压力振荡波动经压力传感器105、放大器106和电压比较器107被中央处理单元102接收。在压力振荡波检出阶段，利用前面检出的脉动波形宽度和计算得到的瞬时心率进行虚假压力振荡波形的消除。
人体组织的特性和差异性会引起放气速度的不均匀，影响压力振荡波形的检出，本发明一种腕式电子血压计，在放气过程中，中央处理器102检测因腕带104容积变化引起放气速率的变化，依据压力振荡波检出的情况选择合适的控制阶段，调整PWM发生器109的输出，控制程控放气阀110，将腕带104内压力下降的速率稳定在一个较恒定的范围内，保证压力振荡波检出的正确性。
第四步骤如图2中216～217所示，在恒定放气过程中，中央处理单元102依据压力振荡波形的幅值判断当前压力值是否低于被测人体的舒张压，如果条件满足，中央处理单元102完全打开程控放气阀110，进行快速放气；第五步骤如图2中218～219所示，当快速放气完毕后，中央处理单元102中的存储装置保存一个压力振荡波序列。中央处理单元102中的计算装置将所述存储装置保存的压力振荡波序列与保存的历史压力振荡波序列相比较，通过比较整个压力振荡波序列所拟合得到的包络线的变化特征，可以自动识别出是否存在同一被测人体的历史数据。如果存在同一被测人体的历史数据，对两次压力振荡波序列数据进行比较，通过波形平滑的方法消除测量过程中因被测人员手臂的移动或外界环境的干扰等因素引起的一些数据奇异点，同时限制同一人体在一定时间内的多次测量中因干扰的介入而对不同计算方法的选择范围，减少了在一些临界条件下不同计算系数所产生的差异性，提高了该血压测量装置的重复性和准确度。
第六步骤如图2中220～221所示，中央处理单元102中的计算装置对上一步骤处理后的压力振荡波序列数据进行规则推导和数值计算，得到被测人体的血压值。另外，依据压力振荡波在时间上的分布，求出被测人体的心率。然后，将计算得到的血压值和心率值在显示器111上显示输出。最后，腕式电子血压计返回到测量按键判断阶段，允许再次启动新的血压测量，即返回202，循环执行步骤一至步骤六。
图3示出了采用本发明一种腕式电子血压计进行血压测定时，对单个压力振荡波波形参数的定义。
波动宽度301为压力振荡波出现点，即起点302到腕带104内压力下降到所述出现点302对应压力值时的时间间隔。波动的幅度的计算方法是依据两次相邻压力振荡波起点的压力值和出现的时间间隔求出该时间段内压力的平均下降速度，即作一条通过两次相邻压力振荡波起点，即压力振荡波出现点302和下一次压力振荡波起点303的直线304，然后过压力振荡波上各点作所述直线304的垂线，其垂线交点为305，交点305最大长度垂线在振荡波形上通过的点为振荡幅度最高点306，然后过振荡幅度最高点306作铅垂线，与直线304交点307对应的长度为振荡幅度308。由于振荡波出现的过程中袖带104内的压力在持续下降，采用上述计算方法可以基本补偿因放气速度变化引起的振荡幅度计算误差。
压力振荡波的前半面积309是压力振荡波起点302、振荡幅度最高点306和铅垂线交点307所包含区域的面积。
图4示出了采用本发明一种腕式电子血压计进行一次完整血压测量中压力振荡波的检出图形。
图5示出了采用本发明一种腕式电子血压计时，对图4所示压力振荡波序列最大振幅的包络线。
图6示出了采用本发明一种腕式电子血压计时，对图4所示压力振荡波序列前半面积的包络线。
实施例1如图7所示，在血压测量的开始阶段701，程序设定充气目标压力值为初始压力值180mmHg之后，如步骤702所示，将关闭程控放气阀110，看步骤703，接下来中央处理单元102启动充气泵103，如704，此时对缠绕于手腕的腕带104进行充气，同时控制PWM发生器109产生一个高占空比的信号，使程控放气阀110基本处于关闭状态；中央处理单元102连续检测腕带104内的压力，当压力值达到程序设定的充气目标压力值时705，停止充气泵103，并调大PWM发生器109产生信号的占空比，使程控放气阀110以较小的开度进行缓慢放气706，中央处理器102开始检测压力振荡波形，如果在4秒内未检出3个波形，看707步骤，结束收缩压估计流程708，进入放气速率恒定控制阶段710，否则计算3次压力振荡波形最大幅值的平均值，如709。如果压力振荡波形最大幅值的平均值小于10，表明当前压力大于收缩压，结束收缩压估计流程，进入放气速率恒定控制阶段710；如果压力振荡波形最大幅值的平均值大于30，表明当前压力小于收缩压，然后在当前充气目标压力值的基础上增加60mmHg，即711，如果新的充气目标压力值大于300mmHg，即712，结束收缩压估计流程716，进入放气速率恒定控制阶段710，否则重新启动充气泵103进行充气，如704；如果压力振荡波形最大幅值的平均值在10-30之间，则计算3个压力振荡波形最大幅值的变化斜率，看714。如果这3个压力振荡波形最大幅值随时间是单调上升变化的，且变化斜率大于3，表明当前压力小于收缩压，如715，然后在当前充气目标压力值的基础上增加60mmHg，即711，如果新的充气目标压力值大于300mmHg，即712，则结束收缩压估计流程716，进入放气速率恒定控制阶段710，否则重新启动充气泵103进行充气，如704；如果条件不满足，则结束收缩压估计流程716，进入放气速率恒定控制阶段710。
实施例2完成了上述收缩压估计和充气压力自动判断流程后，开始进行恒定放气速率的控制。由于在持续放气的过程中，压力持续下降的曲线上会叠加压力振荡波形，如图4所示。如果在压力振荡波起点到压力振荡波形最大幅度检出点阶段对放气速率进行控制，存在两个问题一是该阶段放气速率的检测难以反映腕带104内压力的整体放气情况；二是在这阶段对放气速率的调整将影响压力振荡波形最大幅值和前半面积的正确检出。为此，本发明血压测定方法在进行压力振荡波形的检测过程中，判断当前所处的阶段，选择压力振荡波形基本结束、下一个压力振荡波起点出现之前为放气速率控制阶段，如图8所示中放气控制调整起点803至放气控制调整结束点804；图8中所示各附图标记分别表示振荡波形起点801，振荡幅度最高点802，放气控制调整起点803，放气控制调整结束点804，下一次振荡波形起点805。在控制恒定放气速率的同时，中央处理单元102对压力振荡波形进行检出，并进行干扰波形的判断和标记。
图9-1和图9-2示出了程序进入振荡波形901～918及恒定放气控制阶段919～937的过程。
如图9-1中901～918步骤所示，中央处理单元102以50Hz的频率对腕带104内的压力进行采集，并采用移位的方式将最近5次采集到的压力值T0、T1、T2、T3和T4分别保存，看906。由于需要在腕带104内压力持续下降的前提下对叠加在整体放气曲线之上的压力振荡波形进行检出，所以必须考虑腕带104内压力持续下降的补偿因子。在本发明血压测定方法的实施例中补偿因子的初始值为1，即902，经过903后，当检出两次或两次以上的压力振荡波形之后，可计算出前一阶段放气速率对应的补偿因子，其计算方法是放气补偿因子＝(前一压力振荡波形起点的压力值-当前压力振荡波形起点的压力值)/两者之间的采样点数，即904；另外，可依据当前的压力振荡波形的检出情况计算当前的瞬时心率905，其算法如下瞬时心率＝60*(当前的压力振荡波形起点对应的时刻-第一个压力振荡波形起点对应的时刻)/(压力振荡波形的检出数-1)计算最近检出的5点压力值和对应的放气补偿因子的和，即C0、C1、C2、C3和C4的和，如907所示，如果5点的计算值是单调上升的908，则表明新的压力振荡波形开始出现，起点为5点中最早检出的点。然而，如果该起点C0与上一次检出压力振荡波形起点之间的时间间隔小于以前心跳时间间隔的1/2，即909，则表明该起点为虚假的压力振荡波形起点910，程序直接进入到恒定放气速率控制阶段B，而不考虑放气控制阶段的选择；否则，以移位的方式保存最近采集的5点压力值T0、T1、T2、T3和T4，即911。
如果压力振荡波形起点的判断依据满足912，即检出压力振荡波形的最大幅值，则开始计算压力振荡波形前办宽度和前半面积的计算913。确定压力振荡波形的最大幅值后，由此可以计算出当前压力振荡波形的前半宽度，如果前半宽度超过25个采样周期914，即0.5秒，则判断是因为外界干扰的引入使压力振荡波形的形状发生了变化，中央处理器102将该点检出的压力振荡波形标记出干扰引入，如915，并直接进入到恒定放气速率控制阶段B。如果压力振荡波形的前半宽度未超过25个采样周期，则以移位的方式保存最近采集的5点压力值T0、T1、T2、T3和T4，即916，所述中央处理单元102开始判断当前腕带104内的压力是否低于当前压力振荡波形起点对应的压力值917，如果917中的条件满足，则中央处理单元102将当前压力振荡波形的前半面积和最大幅值进行保存918，并进入恒定放气速率控制阶段B。
如图9-2所示中的919～937步骤所示，进入恒定放气速率控制阶段B分为以下过程中央处理单元102通过移位的方式保存最近5次采集的压力值919，并计算这5个压力值对应的放气速率，放气速率＝50*(最早采集的压力值-最新采集的压力值)/4，即920；
判断恒定速率控制是否执行，921；如果未执行，将控制程控放气阀的信号的占空比调整为50％，即922；否则将当前计算的放气速率与预设放气速率进行比较，如果当前值落在预设值的±10％以内，如923，控制信号的占空比保持不变，看924，否则进入下一阶段的放气控制信号占空比调整步骤，如925；如果放气速率为负值，如926，即外界干扰引起的压力上升，将当前控制信号占空比增加一大的调整量，该调整量为4％；当放气速率为正，且当前放气速率大于预设值，其大于预设值的(1+30％)，即928，并将当前控制信号占空比减小一大的调整量930，该调整量为4％；否则将当前控制信号占空比减小一小的调整量931，该调整量为1％；当放气速率为正，且当前放气速率小于预设值，其小于预设值的(1-30％)时929，将当前控制信号占空比增加一大的调整量932，该调整量为4％；否则将当前控制信号占空比增加一小的调整量933，该调整量为1％；当将控制信号占空比计算完毕后，进入934过程，即中央处理单元102判断当前点距当前压力振荡波形起点之间的时间间隔是否大于前面计算得到心率时间间隔的3/4，如果当前时间间隔小于心率间隔的3/4，对程控放气阀输出上述计算得到的控制信号，如935所示；以保证下一个压力振荡波形的正确检出，否则判断当前压力值是否高于估测的舒张压，如936所示；如果当前压力值高于估测的舒张压，返回到902开始处，继续进行压力振荡波形的检出和放气速率控制，否则结束该程序流程937，转入快速放气和血压测量。
实施例3如图10所示，本实施例主要说明腕式电子血压计完成压力振荡波形检出后，中央处理单元102是如何根据压力振荡波形的最大振幅和前半面积的包络线与历史压力振荡波形对应的测量数据进行比较，进行同一人体测量数据的判断和奇异点的消除。
由于在本发明一种腕式电子血压计的中央处理单元102中包括有存储器，所述存储器自动保存前若干次测量的压力振荡波形的最大振幅和前半面积包络线，如图示1002。在当前的测量过程中，本发明一种腕式电子血压计对当前测量的压力振荡波形序列求得最大振幅和前半面积包络线，并与保存的历史压力振荡波形的最大振幅和前半面积包络线相比较，如1004，通过判断两条压力振荡波形的最大振幅包络线和两条压力振荡波形的前半面积包络线的重合度，即振荡波形最大幅度及其所处位置的压力值，前半面积最大值及其所处位置的压力值，最大振幅包络线和前半面积包络线的上升斜率和下降斜率。
通过计算所述最大振幅包络线重合度＝1-[(两条包络线上振荡幅度最大值差/两条包络线上振荡幅度最大值的平均值)+(两条包络线振荡幅度最大值对应压力差/两条包络线振荡幅度最大值对应压力的平均值)+(两条包络线上升斜率差/两条包络线上升斜率的平均值)+(两条包络线下降斜率差/两条包络线下降斜率的平均值)]/4，即1006；和前半面积包络线重合度＝1-[(两条包络线上前半面积最大值差/两条包络线上前半面积最大值的平均值)+(两条包络线前半面积最大值对应压力差/两条包络线前半面积最大值对应压力的平均值)+(两条包络线上升斜率差/两条包络线上升斜率的平均值)+(两条包络线下降斜率差/两条包络线下降斜率的平均值)]/4，即1007；然后判断两重合度的平均值是否为比较数据的最大值，即1008，若满足该条件，则将当前计算的两重合度保存为最大值，即过程1009，然后再返回1004过程；否则直接返回1004过程；依据最大振幅包络线重合度和前半面积包络线重合度的大小来识别出是否存在同一人体的历史测量数据。
通过对多次存储的历史数据进行遍历比较1005，选择出偏差最小，即最大振幅包络线重合度和前半面积包络线重合度平均值最好的历史波形数据，所述选择过程如图10中的1004～1009所示，即首先选择第一组压力振荡波形的最大振幅包络线和前半面积包络线1004，然后系统再判断历史包络线是否遍历比较结果，如果条件不满足，则依次分别计算当前最大振幅包络线和所选择历史包络线的重合度1006，和当前前半面积包络线和所选择历史包络线的重合度1007，计算上述两个重合度后判断所述两重合度的平均值是否为比较数据的最大值1008，若所述条件1008满足，则将当前计算的两重合度保存为最大值，1009；然后返回1004步骤，循环上述步骤1004～1009过程。上述1005步骤中，若1005所示条件满足，即历史包络线遍历比较结束，其结论为压力振荡波形的最大振幅包络线重合度和前半面积包络线重合度比较高，例如，所述两方面的重合度都大于70％时，看1010；则判断这两次测量对象为同一人体，进行奇异点的消除流程，并将除所比较的历史波形数据序列外最早的波形序列替换；否则认为所存储历史数据都不满足同一人体测量数据的判断条件，即1003，不进行包络线上奇异点的消除，并将历史波形数据中时间最早的序列替换。
在同一人体的测量条件下，本发明一种腕式电子血压计首先提取出两压力振荡波形包络线上差异性较大的部分，如图10中1011所示，然后通过比较周边点的变化情况，判断当前包络线中这些差异是否因外界的干扰引起的。如果是外界干扰引起的奇异点，参照历史压力振荡波形包络线上对应的部分和周边点的数据对这些奇异点进行平滑处理。具体计算方法为先判断前一点和后一点数据是否满足奇异点的判断条件，判断条件为两点的相对偏差大于30％，即1012；两点的相对偏差＝(当前包络线上一点的幅值-两条包络线对应两点幅值的平均值)/两条包络线对应两点幅值的平均值；若两点的相对偏差小于30％，则对该点的数据不做平滑处理只进行线性插值当前点的数据＝前后两点数据之和/2；若两点的相对偏差不小于30％，则需判断前两点和后两点的数据是否满足奇异点的判断条件，依次类推，直到前n点和后n点的数据不满足奇异点的判断条件，n的最大取值为5，即超过5后不进行线性插值。
以上对当前包络线上奇异点的平滑处理适用于最大振幅包络线和前半面积包络线。在综合考虑了当前测量结果和历史测量结果后，可有效地提高了本发明腕式电子血压计的抗干扰能力和测量重复性。
实施例4下面详细描述采用本发明腕式电子血压计在血压测定过程中对检出的压力振荡波形的最大振幅包络线和前半面积包络线进行处理后，即可得出血压测量值，其具体情形分别如下1.如果最大振幅包络线的顶部较平坦，即在最大振幅包络线最大值的0.85两点所覆盖的压力范围超过50mmHg，则(1-1)最大振幅包络线左侧，即收缩压侧，从大斜率变平坦的位置所对应压力值在前半面积包络线左侧对应的前半面积不小于前半面积包络线最大值的0.4，利用前半面积包络线的数值计算法确定血压测量值；(1-2)最大振幅包络线左侧，即收缩压侧，从大斜率变平坦的位置所对应压力值在前半面积包络线左侧对应的前半面积小于前半面积包络线最大值的0.4，确定最大振幅包络线左侧从大斜率变平坦的位置所对应压力值为收缩压，并利用前半面积包络线的数值计算法确定舒张压测量值；2.如果最大振幅包络线的收缩压方向的斜率较大，导致最大振幅包络线的最大值对应的压力值和前半面积包络线最大值对应的压力值的差超过40mmHg，则利用前半面积包络线的数值计算法确定血压测量值；3.如果最大振幅包络线出现双峰或多峰，即各个峰顶与附近峰谷的差值大于30且相临峰顶对应压力值的差大于15mmHg，则利用前半面积包络线的数值计算法确定血压测量值；在1、2和3中所述利用前半面积包络线的数值计算的步骤为(3-1)以初始比例系数0.5进行收缩压计算，根据计算后得到的收缩压的值和前半面积包络线的最大值的不同，选择相应的收缩压补偿比例系数，计算方法如下当计算收缩压的值＞＝220mmHg时若前半面积最大值＞＝800，则收缩压比例系数＝0.4；或若前半面积最大值＜800，则收缩压比例系数＝0.6；当180mmHg＜＝计算收缩压的值＜220mmHg时若前半面积最大值＞＝900，则收缩压比例系数＝0.45；或若前半面积最大值＜900，则收缩压比例系数＝0.55；当130mmHg＜＝计算收缩压的值＜180mmHg时若前半面积最大值＞700，则收缩压比例系数＝0.5；或若前半面积最大值＜＝700，则收缩压比例系数＝0.6；当130mmHg＜＝计算收缩压的值＜90mmHg时若前半面积最大值＞600，则收缩压比例系数＝0.45；或若前半面积最大值＜＝600，则收缩压比例系数＝0.57；按上述方法得到收缩压后，根据前半面积包络线的最大值的不同，选择相应的舒张压补偿比例系数，计算方法如下当前半面积最大值＞800时，则舒张压比例系数＝0.7；若前半面积最大值＜＝800，则舒张压比例系数＝0.64；(3-2)比较历史同一人体测量前半面积包络线的最大值，与(3-1)相同的方法确定收缩压和舒张压计算的比例系数；(3-3)对(3-1)得到的比例系数进行修正。
修正后计算比例系数＝历史数据计算比例系数+(当前计算比例系数-历史数据计算比例系数)*(1-前半面积包络线重合度)，将修正结果作为最终的计算比例系数；(3-4)以修正的比例系数计算收缩压和舒张压。
4.如果不满足上述1、2和3，则首先对最大振幅包络线的波形进行分析，然后结合前半面积包络线进行血压值的计算；(4-1)收缩压的计算如下如果最大振幅包络线的波形在收缩压侧(包络线左侧幅值为最大值的0.4-0.8所覆盖的范围)内出现一斜率变化较小的阶段，基本表现为一平台，则收缩压的计算不考虑前半面积包络线，依据对平台特征的分析确定收缩压；如果该平台覆盖的压力范围小于20mmHg且平台左侧的斜率高于平台右侧的斜率，则确定平台左侧的起点对应的压力值为收缩压；如果该平台覆盖的压力范围小于20mmHg且平台左侧的斜率低于平台右侧的斜率，则确定平台右侧的终点对应的压力值为收缩压；如果该平台覆盖的压力范围大于20mmHg，则确定平台中点对应的压力值为收缩压；(4-2)舒张压的计算如下如果最大振幅包络线中在舒张压侧，(包络线右侧幅值为最大值的0.3-0.6所覆盖的范围)内出现一斜率突变点，确定斜率突变点对应的压力值为舒张压；5.如果最大振幅包络线的波形不满足上述4，则利用数值计算法分别确定收缩压和舒张压；其计算方法如下(5-1)以初始比例系数0.7进行收缩压计算，根据计算后得到的收缩压的值和最大振幅包络线的最大值的不同，选择相应的收缩压补偿比例系数，计算方法如下当计算收缩压的值＞＝220mmHg时若最大振幅包络线最大值＞＝90，则收缩压比例系数＝0.78；
若60＜＝最大振幅包络线最大值＜90，则收缩压比例系数＝0.75；若最大振幅包络线最大值＜60，则收缩压比例系数＝0.7；当180mmHg＜＝计算收缩压的值＜220mmHg时若最大振幅包络线最大值＞＝80，则收缩压比例系数＝0.7；若50＜＝最大振幅包络线最大值＜80，则收缩压比例系数＝0.72；若最大振幅包络线最大值＜50，则收缩压比例系数＝0.75；当130mmHg＜＝计算收缩压的值＜180mmHg时若最大振幅包络线最大值＞70，则收缩压比例系数＝0.76；若最大振幅包络线最大值＜＝70，则收缩压比例系数＝0.74；当130mmHg＜＝计算收缩压的值＜90mmHg时若最大振幅包络线最大值＞50，则收缩压比例系数＝0.75；若最大振幅包络线最大值＜＝50，则收缩压比例系数＝0.8；按上述方法得到收缩压后，根据最大振幅包络线的最大值的不同，选择相应的舒张压补偿比例系数，计算方法如下当最大振幅包络线最大值＞80，则舒张压比例系数＝0.5；若最大振幅包络线最大值＜＝80，则舒张压比例系数＝0.46；(5-2)比较历史同一人体测量最大振幅包络线的最大值，与(5-1)相同的方法确定收缩压和舒张压计算的比例系数；(5-3)对(5-1)得到的比例系数进行修正，其算法是修正后计算比例系数＝历史数据计算比例系数+(当前计算比例系数-历史数据计算比例系数)*(1-前半面积包络线重合度)；将上述计算的修正结果作为最终的计算比例系数；(5-4)以修正的比例系数计算收缩压和舒张压。
(6)如果利用最大振幅包络线的数值计算的方法得到收缩压和舒张压，需要与利用前半面积包络线的数值计算的方法得到收缩压和舒张压进行比较；如果两种数值计算方法得到的收缩压和舒张压的差值大于25mmHg，以采用最大振幅包络线的数值计算的方法得到收缩压和舒张压为最终的测量值，否则对两种数值计算得到的数据进行加权平均处理，利用最大振幅包络线得出的计算结果的权重为0.75，利用前半面积包络线得出的计算结果的权重为0.25，加权平均处理后的结果为最终显示的血压测量值。
在本实施例中，综合分析了前半面积包络线和最大振幅包络线的变化特征，并在数值计算中对包络线的幅值进行了分段处理，同时考虑了当前测量结果和历史测量结果的重合度，有效地提高了本发明腕式电子血压计的测量重复性和准确度。
尽管上面结合附图对本发明的优选实施例进行了描述，但是本发明并不局限于上述的具体实施方式
，上述的具体实施方式
仅仅是示意性的，而不是限制性的，本领域的普通技术人员在本实发明的启示下，在不脱离本发明宗旨和权利要求所保护的范围情况下，还可以作出很多形式，这些均属于本发明的保护之内。
权利要求
1.一种腕式电子血压计，其特征在于键盘依次连接中央处理单元、充气泵、腕带、压力传感器、放大器、电压比较器和比较电压发生器；所述中央处理单元还分别连接比较电压发生器、电压比较器、PWM发生器和显示器；所述PWM发生器还依次连接放气阀和腕带。
2.根据权利要求1所述的一种腕式电子血压计，其特征在于，由LM324、电阻R22、R23、R24、R25、R26、R29和可调电阻VR1，电容C9和C10所构成的所述放大器接收来自于所述压力传感器的信号，然后通过由电阻R28和电容C12构成的滤波器将信号输送到所述电压比较器；由LM124、三极管TR9、电阻R27和R36、电容C11所构成的所述比较电压发生器通过电阻R27将50Hz方波输入到所述三极管TR9的基极，用于控制比较电压的周期产生；比较电压发生器产生的比较电压信号输送到电压比较器；或由LM324、三极管TR1O、电阻R31和R32所构成的所述电压比较器通过所述LM324的第一端口接收来自于所述放大器输出的信号，所述电压比较器通过所述LM324的第二端口接收来自于所述比较电压发生器输出的信号；并通过与所述三极管TR10集电极相连的VOUT将电压比较器接收到的信号输入到中央处理单元的输入捕捉端口。
3.一种采用权利要求1所述腕式电子血压计的血压测定方法，其特征在于，它包括下列步骤第一步骤将所述腕式电子血压计与被测对象连接后，利用充气泵充气，达到目标压力值后缓慢放气，如果当前压力高于被测对象的收缩压时，则中央处理单元控制放气阀以恒定速率放气，并进入脉动波形检测流程；否则重新启动充气泵，使压力超过上次充气压力数值，直至当前压力高于被测对象的收缩压；第二步骤进入脉动波形检测流程，中央处理单元根据压力振荡波形的检出情况和计算出的心率周期进行数据处理，以消除外界干扰信号产生的虚假脉动波形，通过调整程控放气阀控制信号的占空比，控制放气速率；第三步骤在所述腕带内压力持续下降的过程中，一旦当前压力已低于被测对象的舒张压，则中央处理单元根据压力振荡信号驱动程控放气阀进行快速放气，从而进入血压值计算流程，对脉动波形数据进行处理后，即可得到收缩压和舒张压；第四步骤所述中央处理单元中的存储器保存上述的收缩压、舒张压和压力振荡波形序列，显示器输出上述的收缩压和舒张压的信息。
4.根据权利要求3所述的血压测定方法，其特征在于，所述压力振荡波形的参数包括最大幅值、前半面积和波形宽度。
5.根据权利要求3所述的血压测定方法，其特征在于，在所述放气的初始阶段中，根据所述脉动波形的最大幅值和上升变化速率来进行收缩压的初算。
6.根据权利要求3所述的血压测定方法，其特征在于，所述消除外界干扰信号产生的虚假脉动波形过程中的数据处理是根据已检出的脉动波形宽度和瞬时心率进行的。
7.根据权利要求3所述的血压测定方法，其特征在于，所述收缩压和舒张压的数据是通过对所述脉动波形数据的最大振幅包络线和前半面积包络线进行处理后得到的，即利用包络线的平坦部分的覆盖压力范围、两条包络线的最大峰分布情况、最大振幅包络线的多峰特征、包络线的斜率变化及振荡幅度的平台表现情况，对最大振幅包络线和前半面积包络线的最大值进行分段处理。
8.根据权利要求3或7所述的血压测定方法，其特征在于，在所述中央处理单元中的存储器自动存储历史测量的多次压力振荡波形序列和当前测量的压力振荡波形序列，所述中央处理单元中的计算器通过比较判断不同次的压力振荡波形序列的变化特征，完成自动识别流程，识别出同一被测对象的测量数据，并判断各点的重合度对奇异点进行平滑处理。
9.根据权利要求8所述的血压测定方法，其特征在于，所述自动识别流程中收缩压的识别依据是当腕带的压力超过收缩压时，压力振荡波形的最大幅值较小，且上升变化的速率较小；当腕带的压力小于收缩压时，压力振荡波形的最大幅值较大，且在前期上升变化的速率较大。
全文摘要
本发明公开了一种腕式电子血压计及血压测定方法，其中中央处理单元连接充气泵、PWM发生器、比较电压发生器、电压比较器、键盘和显示器；腕带连接充气泵、电控放气阀、压力传感器；所述腕带还依次连接电控放气阀、PWM发生器和中央处理单元；所述压力传感器依次连接放大器、比较电压发生器、电压比较器和中央处理单元。采用本发明腕式电子血压计进行血压测定时，其血压测定方法包括以下步骤，第一步骤所述中央处理单元控制放气阀以恒定速率放气，第二步骤进入脉动波形检测流程，第三步骤进入血压值计算流程，第四步骤保存上述的收缩压、舒张压和压力振荡波形序列，显示器输出被测对象的心率、收缩压和舒张压的信息。
文档编号A61B5/0225GK1418595SQ0215872
公开日2003年5月21日 申请日期2002年12月26日 优先权日2002年12月26日
发明者胡晓东, 刘治军 申请人:天津市先石光学技术有限公司