]2)无线连接
[0099]采用蓝牙(blue teeth)等无线传输方式在主机与探头之间传输信号。但直流电无法传输，电源(电池)必须设置在探头上。
[0100]生理信息处理单元也可采用但不限于AT89S52作为操作控制和数据处理的中央单元。它是一种低功耗、高性能CM0S8位微控制器，具有8K在系统可编程Flash存储器。使用Atme I公司高密度非易失性存储器技术制造，与工业80C51产品指令和引脚完全兼容。片上Flash允许程序存储器在系统可编程，亦适于常规编程器。在单芯片上，拥有灵巧的8位CPU和在系统可编程Flash，使得AT89S52为众多嵌入式控制应用系统提供灵活有效的解决方案。AT89S52具有以下标准功能:8k字节Flash，256字节RAM，32位I/O 口线，看门狗定时器，2个数据指针，三个16位定时器/计数器，一个6向量2级中断结构，全双工串行口，片内晶振及时钟电路。另外，AT89S52可降至OHz静态逻辑操作，支持2种软件可选择节电模式。空闲模式下，CPU停止工作，允许RAM、定时器/计数器、串口、中断继续工作。掉电保护方式下，RAM内容被保存，振荡器被冻结，单片机一切工作停止，直到下一个中断或硬件复位为止。
[0101]显示器，采用能显示图形的液晶触摸屏，内含中英文字和选用图形，通过编程方式让计算血压值和24小时动态血压图形显示出来。
[0102]与微机连接方式，可采用有线连接或无线连接方式(如blue tooth技术)，将主机数据信号传输到计算机，作进一步处理，归类，制图和存储。
[0103]声光提示/报警电路，将蜂鸣器与单板机的INTO 口连接来组成。当条件不合适时(比如测量部位的皮肤温度过高或接触不良)，蜂鸣器发声，提示暂时停止发射超声波。检测完成时，提示可以结束。当操作失误时，自动报警。
[0104]其它零件，如按键，电源开关，插座，插头，接线等均无特殊要求，可买现成产品组装；采用可充电电池作为电源
[0105]激励多普勒超声探头2为手执式。探头接触皮肤的端面应平整光滑，探头外壳采用高分子材质制作，既能够传递超声波，又能够防止晶片不被汗液侵蚀。探头手柄长度适中，与主机可通过导线连接。也可通过无线方式传递信号，但探头手柄中需内置电池，并带电信号发射天线。
[0106]腕带-主机式血压监测仪
[0107]为简化操作，使市场更能接受，设计出腕带式血压监测仪。外形类似于手表，佩戴在接近桡动脉的腕部。表带可以方便调节松紧，使之与皮肤表面在固定的位置上能长期保持良好的接触。腕带内部应留出装配可充电电池的位置，电池还能方便拆卸。表带与主机通过蓝牙方式传递电信号，所以还应设计有无线电天线。
[0108]腕带-手机式血压监测仪
[0109]该设计采用用智能手机替代主机，在腕带上设置了全套多普勒信号发射/接受和信号处理器，包括选频放大器，调制器，带通滤波器，信号处理器和充电电池。得到的多普勒信号通过蓝牙方式传送给智能手机。手机中已下载有能接受和发送多普勒信号的APP软件。手机通过微波通讯方式发送到云数据中心，设置在云数据中心的生理信息处理单元将处理送来的多普勒信号，测量每次博动的多普勒信号强度-时间图上特征时间点之间的距离，并根据本发明方法自动计算出动脉每次搏动的收缩压和舒张压，按本发明方法优化之后，将计算结果再发送回手机显示。图2为其设计示意图。图中2是具有弹性的腕带11，能将超声探头(图中未显示)固定在桡动脉处的皮肤表面，12是多普勒信号发射/接受和信号处理器，内部有可充电电池。13是充电插口。14可伸缩天线。15是预先装有特别APP软件的智能手机。16是云数据中心。
[0110]腕带11上安装有多普勒信号发射/接受和信号处理器12，多普勒信号发射/接受和信号处理器12的一侧设置有充电插口 13和可伸缩天线14，多普勒信号发射/接受和信号处理器12与智能手机15无线通讯，云数据中心16与智能手机15无线通讯。
[0111]本发明的工作原理如下:
[0112]本发明提出一种测量脉搏波波形上特征时间点的新方法和设备。采用多普勒超声的方法直接测量动脉血管因血流充盈和收缩导致的直径变化。该方法与采用普通超声测量血管尺寸的方法有本质区别。其原理如下:
[0113]当进入人体的超声波达到血管表面时，如果超声波的频率足够高，以至于血管直径可以等于或大于超声波波长，则在管壁表面上会产生反射。如果管壁静止不动，则反射波的频率与发射波相同。根据接受到的上下血管表面反射的波时间差以及超声波在人体组织中的传播速度，可以计算出血管直径。但即便在阻断的情况下，人体动脉仍然会产生周期性的搏动，这就要求准确选择在两次搏动之间的静息时间间隔进行血管尺寸的超声波测量，以避免动脉搏动的干扰，但两次搏动间的静息时间很短，且较大尺寸的静脉也会产生同样强度的反射。这些都增加了测量的难度。本发明却正好要利用动脉的搏动来达到检测的目的。当频率足够高的超声波达到动脉表面时，由于动脉的搏动，导致反射回波的频率与发射波的频率不一致，二者之间的差称为多普勒频移。搏动速度(即管壁在某一时刻向上弹起或向下回缩的速度)越大，频移越大。如果管壁在某一时刻运动的方向和发射超声方向相反，反射回波的频率大于发射波频率，多普勒频移值为正，反之为负。由于血管搏动速度一般不太高，将多普勒频移信号直接放大后就能被人耳听到。频移值越大，听到的声音音调就越高。频移值越小，声音就越低沉。必须指出，多普勒超声仪在某一时刻接受到的反射回波频移信号的幅值或强度，并不是该时刻频移值的大小或音调的高低，而是在该时刻接受到的所有频移信号强度的总和，是声波强度概念。正因为如此，一般技术人员很难想到利用多普勒超声能够测量出脉搏波波形图，他们会认为，用多普勒超声得到的是多普勒信号强度-时间图，而多普勒信号强度并非脉搏跳动的幅值。血管只要停止搏动，多普勒信号就为零，但此时血管直径并非为零。所以根本无法用多普勒超声测量血管的直径变化，只有采用压电式传感器才能得到脉搏波幅值-时间图(即脉搏波波形图)。采取连续发射还是脉冲发射的多普勒超声模式，某一时刻接受到的频移信号总量均与反射超声波的血管表面积成正比。从探头发送的超声波束接触到动脉血管，在血管扩张周期的某一时刻t，血管表面反射超声的面积近似等于AB弧的长度与血管轴向长度段L的乘积。由于血管的长度远大于直径，可以假定，尽管因为搏动，不同时刻的血管直径不同，但反射超声的那部分轴向长度L都一样。所以反射超声的血管表面积就只与该时刻AB弧的长度成正比，而该弧长与此时刻的血管直径d成正比。所以时刻t产生的反射回波被接受探头接受后，其中的多普勒频移信号的强度总量就近似与该时刻动脉血管的直径d成正比。但在扩张周期即将结束时，从停止扩张到开始收缩，血管将处于暂时的静止状态，此时多普勒频移信号为零，其强度也就为零，在相应的多普勒信号强度一时间图谱上，就会出现短暂的零值点。它不能表征此时刻的血管直径，但根据此强度零值时间特征点，很容易测量出血管扩张周期所需的时间。如果仅仅根据特征时间点而不是脉搏波幅值波形来测量所需生理参数，则多普勒信号强度一时间图正好满足所需。同样，在动脉血管的下降周期中，由于主动脉瓣的关闭，返流的血液受脉瓣阻挡发生返折波，导致下降的脉搏波形上出现短暂的向上小波，称为降中波或重博波。由于重博波很微弱，在重博波起始之前，因为血管已经停止收缩，多普勒频移信号为零，多普勒信号强度一时间图谱上，又会出现新的零值点。该零值状态将一直保持到主动脉瓣关闭导致的返折血流使血管重新扩张为止。根据下降周期中，强度零值开始的时间特征点和结束的时间特征点，很容易测量出血管收缩周期所需的时间。这对本发明根据血管扩张和收缩的时间，准确计算血压值提供了诸多方便。
[0114]下面结合具体实施例对本发明的应用效果作进一步的描述。
[0115]计算实例
[0116]男，56岁，利用本发明技术连续计算40次脉搏波得到的收缩压和舒张压如下:
[0117]收缩压舒张压
[0118]135.5821811 84.45818227
[0119]135.5821811 85.45089958
[0120]142.7236347 86.49203792
[0121]142.7236347 85.45089958
[0122]135.582181186.49203792
[0123]138.969698686.49203792
[0124]146.919515686.49203792