血压测量系统及其操作方法
【专利摘要】本发明公开了一种血压测量系统及其操作方法，其中该系统包括检测模块、压力传感器模块、气源模块以及处理器模块，在处理器模块中设置有线性打气控制部，本发明的血压测量系统的线性打气部采用的是线性升压的工作模式，大大地缩短了单次的检测时间，通过PID实时控制气泵来实现线性打气，能够精确地保证所测量到的压强的准确性，从而可以保证气压振荡波信号的稳定性和准确性，进而保证测量结果的准确性。
【专利说明】
血压测量系统及其操作方法
技术领域
[0001]本发明涉及血压测量设备，具体涉及一种血压测量系统及其操作方法
【背景技术】
[0002]心血管疾病(Card1vascular disease，CVD)是当今发达国家死亡率占第一位的重要疾病，在我国也是死亡率最高的一类疾病，世界卫生组织已将其列为21世纪危害人类健康的头号杀手，它已经成为中国和世界的主要公共卫生问题。严重的影响人们的健康和生活质量，因此，对心血管疾病的早期预测和中期诊断治疗，有着及其重要的意义。
[0003]血压是反映心脏栗血功能、血管阻力、血液粘滞性和全身血容量等生理参数的重要指标，在临床上得到了广泛应用。血压具有明显的随时间变化特性，在诊所进行的单次或少次血压测量不能可靠地反映血压的波动和活动状态下的情况。动态血压监测是在24小时内自动间断性定时测量日常生活状态下血压的一种诊断技术。由于动态血压克服了诊所血压测量次数较少、观察误差和白大衣效应等的局限性，能客观地反映血压的实际水平与波动状况，因此在临床疑似高血压患者确诊、判断“白大衣高血压”和顽固性高血压、评价抗高血压药物的疗效及指导治疗等方面得到了越来越广泛的应用。动态血压监测一般采用示波法，它是一种无创血压测量技术，可以采用降压测量和升压测量两种模式。降压测量是先给袖带打气加压至动脉闭合，然后在放气过程中，采集由动脉脉动产生的袖带内压力振荡波信号；而升压测量是在袖带加压过程中同时采集袖带内的压力振荡波信号。示波法测量通常采用曲线拟合算法并配合幅值系数计算血压值，具体过程是:首先使用振荡波的峰值序列进行曲线拟合，拟合曲线最大值所对应的静压(袖带内压力的直流成分)值，即为平均压；利用最大幅值与幅值系数得到收缩压振幅和舒张压振幅，然后通过拟合曲线求出对应的静压值，即为收缩压和舒张压。
[0004]传统动态血压仪是在电子血压计的基础上增加了定时测量，并减小血压计的体积，以达到便于携带获取24小时血压变化信息。其局限性在于，测量肱动脉血压对睡眠影响较大，夜间血压测量准确性易受到影响，同时测量频率较低，有效测量次数若不足测量总数的70%，测量数据则无效。
[0005]现有的压力振荡波大多采用上臂袖带测量方法，需要一段时间完全阻断肱动脉血流，多次测量将导致整个上臂的麻木和测量位置的淤血，且栗快速打气过程中发出的噪声较大，容易对用户睡眠造成影响，影响夜间测量的准确性。同时，现有的压力振荡波大多采用降压测量方法，导致单次测量时间过长(45-60S不等)，用户体验较差。
[0006]专利文献CN104771156A公开了一种可变换充气模式的血压测量方法，该方法针对高血压人群使用较快线性充气速度，针对较低血压人群使用较慢线性充气速度，从而缩短了高血压人群的血压测量时间，也保证了较低血压人群具有足够的信号数据分析血压值。但是该方法的使用首先是要区分使用者哪些是高血压人群哪些是较低血压人群。同时，如果是针对较低血压人群进行测量的话，虽然可以提高测量的准确性，但所需花费的测量时间也比较长，由于其测量的方法是采用袖带的方式，如果测量时间过长的话，就会大大地降低使用者的舒适度;反之，如果是针对高血压人群进行测量的话，虽然测量的时间较短，可以提高用户的舒适度，但测量结果的准确性也会降低。
[0007]专利文献CN101612039A公开了一种自适应血压检测装置，该装置能够根据被测者的心率自适应调节线性充气速度，消除个体差异对检测结果的影响，检测时间短、检测结果准确。但是该装置主要是通过根据被测者的心率来调整线性充气的速度，检测结果的精确性有待提尚。
【发明内容】
[0008]针对现有技术的不足，本发明的目的旨在提供一种用户舒适度高且测量结果准确的血压测量系统以及相对应的操作方法。
[0009]为实现上述目的，本发明采用如下技术方案:
[00?0] 血压测量系统，包括
[0011]具有气囊的检测模块，其环绕在测定部上，用于获得测定部的初始压力振荡波信号；
[0012]压力传感器模块，用于将检测模块获得的初始压力振荡波信号转换为电压信号；
[0013]AD模块，用于收集压力传感器模块所产生的电压信号，并将电压信号转换为数字信号；
[0014]气源模块，通过主气路与检测模块连通，为气囊提供气源，包括气栗；
[0015]处理器模块，其与压力传感器模块、AD模块以及气源模块均信号连接，用以控制压力传感器模块、AD模块以及气源模块；
[0016]处理器模块中包括线性打气控制部，用于控制检测模块实现第一线性打气模式和第二线性打气模式，以及用于设定第一线性打气模式中气囊内的压强变化率仏和最大压强Pi以及第二线性打气模式中气囊内的压强变化率K2和最大压强P2的值;其中P1小于P2;
[0017]所述第一线性打气模式为:气囊充气后，实时采集指气囊内的实时压强P并计算实时压强变化率K，在P小于P1之前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪压强变化率K1，直至实现气囊内的压强从O线性升至卩工；
[0018]所述第二线性打气模式为:在P大于P1而小于P2之前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪压强变化率K2，直至实现气囊内的压强WP1线性升至？2;当P大于？2后，气囊停止充
Ho
[0019]所述气栗电压U由如下的关系式求得:
[0020]U=Kp*e+Ki* Σ e+kd* Δ e
[0021]其中:Kp为比例单元系数;Ki为积分单元系数;kd为微分单元系数；△e为为误差的微分，等于当前误差与前一次误差的差值；
[0022]e 为控制误差:e = K-Kn; Kn 为 K1SK2 ；
[0023]K = P1-P^mPi为当前采集点压力值，P(^1)为当前采集点的前一个采集点的压力值。
[0024]在所述处理器模块中还包括振荡波提取部以及血压参数计算部；其中，振荡波提取部用于对AD模块所产生的数字信号进行提取以分析获得最终压力振荡波信号;血压参数计算部，用于根据振荡波提取部所获得的最终压力振荡波信号而计算得出血压参数值。
[0025]所述血压测量系统还包括电磁阀模块，用于控制检测模块与主气路的连接与否，来控制对气囊的充放气；用户交互模块，用于实时地显示检测信息以及接收用户指令。
[0026]所述AD模块包括一 24位50Hz的A/D转换器。
[0027]所述检测模块为指套。
[0028]血压测量系统的操作方法，所述操作方法包括如下步骤:
[0029]S1、将用于检测压力振荡波信号且具有气囊的检测模块环绕在测定部位上；
[0030]S2、将检测模块的工作模式设定为第一线性打气模式和第二线性打气模式，并设定第一线性打气模式中检测模块气囊内的压强变化率K1和最大压强P1以及第二线性打气模式中检测模块气囊内的压强变化率K2和最大压强P2的值;其中Pi小于P2;
[0031]S3、气栗启动，实时采集指气囊内的实时压强P并计算实时压强变化率K，在P小于P1之前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪目标压强变化率仏，直至实现第一线性打气模式中检测模块气囊内的压强从O线性升至P1;
[0032]在P大于P1而小于P2之前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪目标压强变化率K2，直至实现第二线性打气模式中检测模块气囊内的压强从朽线性升至P2;
[0033]如P大于P2，则气栗停止打气，并且对气囊进行快速放气，本次测量结束。
[0034]所述步骤S3中的气栗电压U由如下的关系式求得:
[0035]U=Kp*e+Ki* Σ e+kd* Δ e
[0036]其中:Kp为比例单元系数;Ki为积分单元系数;kd为微分单元系数；Δe为为误差的微分，等于当前误差与前一次误差的差值；
[0037]e 为控制误差:e = K-Kn; Kn 为 K1SK2 ；
[0038]K = P1-P^mPi为当前采集点压力值，P(^1)为当前采集点的前一个采集点的压力值。
[0039]在所述步骤S3中还同时进行振荡波提取，振荡波提取的流程为:首先选取?工以上的压力波形数据，将其经过3Hz的低通软件滤波，再通过最小二乘法拟合得到实际的斜坡信号，将P1以上的原始压力信号减去拟合得到的斜坡信号，最后再经过0.5Hz的软件高通滤波，得到最终的压力振荡波信号;并根据最终的压力振荡波信号而计算得出血压参数值。
[0040]所述检测模块为指套。
[0041]本发明的有益效果在于:
[0042]本发明的血压测量系统的线性打气部采用的是线性升压的工作模式，大大地缩短了单次的检测时间，通过PID实时控制气栗来实现线性打气，能够精确地保证所测量到的压强的准确性，从而可以保证气压振荡波信号的稳定性和准确性，进而保证测量结果的准确性。
【附图说明】
[0043]图1为本发明血压测量系统的结构框图；
[0044]图2为线性打气的流程图；
[0045]图3为振荡波提取的流程图；
[0046]图4为PID控制框图；
[0047]图5为线性打气效果图；
[0048]图6为线性上升阶段及拟合的斜坡信号；
[0049]图7为直接高通后的振荡波信号的效果图；
[0050]图8为去掉斜坡信号和高通后的振荡波信号的效果图；
[0051 ]图中:1、检测模块;2、压力传感器模块;3、AD模块;4、线性打气部；5、处理器模块；
6、气源模块;7、电磁阀模块;8、电源模块;9、用户交互模块;10、振荡波提取部；11、血压参数计算部。
【具体实施方式】
[0052 ]下面，结合附图以及【具体实施方式】，对本发明做进一步描述:
[0053]实施例1
[0054]如图1所示，本发明血压测量系统包括具有气囊的检测模块I，其环绕在测定部上，用于获得测定部的初始压力振荡波信号;压力传感器模块2，用于将检测模块I获得的初始压力振荡波信号转换为电压信号;AD模块3，可采用单片机、FPGA、ARM等，用于收集压力传感器模块2所产生的电压信号以及系统的温度信号、电量信号等等，并将相应的电压信号转换为数字信号;气源模块6，通过主气路与检测模块连通，为气囊提供气源，从而产生挤压测定部所需的压强，包括空气栗和稳流装置；
[0055]处理器模块5，其与压力传感器模块2、AD模块3、气源模块61均信号连接，用以控制压力传感器模块2、AD模块3、气源模块6。也就是说处理器模块5是用于控制本系统的其他模块的工作以及用于处理AD模块3的信号。
[0056]其中，处理器模块5中包括线性打气控制部4，用于控制检测模块I实现第一线性打气模式和第二线性打气模式，以及用于设定第一线性打气模式中气囊内的压强变化率仏和最大压强?工以及第二线性打气模式中气囊内的压强变化率K2和最大压强P2的值;其中Pd、于P2;
[0057]所述第一线性打气模式为:气囊充气后，实时采集指气囊内的实时压强P并计算实时压强变化率K，在P小于P1之前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪压强变化率K1，直至实现气囊内的压强从O线性升至卩工；
[0058]所述第二线性打气模式为:在P大于P1而小于P2之前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪压强变化率K2，直至实现气囊内的压强WP1线性升至？2;当P大于？2后，气囊停止充
Ho
[0059]也就是说，检测模块I的线性打气是通过PID实时控制气栗来实现的，具体如图4所示，将检测模块I气囊内压强的实时变化率k作为PID控制量，通过给压强变化率设定目标值(KjPK2),跟反馈得到的当前实时压强变化率k相比较，得到控制误差作为PID控制的输入量，再通过增量式PID计算得到输出量，控制气栗调节输出到气囊的气量Q(气栗输出到气囊的气量Q主要是通过控制气栗的电压来实现)，最后通过压力传感器检测气囊内的压强来进行下一次PID调整。如此，通过对实时测量到的变化率k进行反馈调整，能够精确地保证所测量到的压强的准确性，从而可以保证气压振荡波信号的稳定性和准确性，进而保证血压测量结果的准确性。
[0060]其中，上述气栗电压U由如下的关系式求得:
[0061]U=Kp*e+Ki* Σ e+kd* Δ e
[0062]其中:Kp为比例单元系数;Ki为积分单元系数;kd为微分单元系数；Δe为为误差的微分，等于当前误差与前一次误差的差值；
[0063]e 为控制误差:e = K-Kn; Kn 为 K1SK2 ；
[0064]K = P1-P^mPi为当前采集点压力值，P(^1)为当前采集点的前一个采集点的压力值。
[0065]通过上述的关系式，能够精确地控制气栗的电压U，进而可以精确地控制气栗调节输出到气囊的气量Q。
[0066]其中，在上述处理器模块5中还包括振荡波提取部10以及血压参数计算部11;其中，振荡波提取部10用于对AD模块所产生的数字信号进行提取以分析获得最终压力振荡波信号;血压参数计算部11，用于根据振荡波提取部10所获得的最终压力振荡波信号而计算得出血压参数值。
[0067]此外，上述的测量系统还包括电磁阀模块7，用于控制检测模块I与主气路的连接与否，来控制对气囊的充放气，采用的是二位三通电磁阀，分别连接大气、检测模块I和气源模块6。
[0068]为了方便用户操作，上述的测量系统还包括用户交互模块9，用于实时地显示检测信息以及接收用户信息。
[0069]其中，上述的AD模块3包括A/D转换器及配套辅助电路，其中，A/D转换器采用的是24位50Hz的A/D转换器，采用24位A/D转换器无需动态增益及相关调理电路、硬件，可以减少电路的复杂性和电路滤波引起的波形畸变，用户适应性好，可以有效地避免气栗产生噪音。
[0070]上述的检测模块I为指套，用户只需将指套套装在手指上，即可进行血压的测量，使用极为地方便。同时，与现有的袖套相比，无需阻断肱动脉血流，最大可能降低对病人的影响，尤其是对睡眠中的影响。
[0071]实施例2
[0072]本实施例为实施例1中血压测量系统的操作方法，如图2所示，该方法具体包括如下的步骤:
[0073]S1、将用于检测压力振荡波且具有气囊的检测模块环绕在测定部位上；
[0074]S2、将检测模块的工作模式设定为第一线性打气模式和第二线性打气模式，设定第一线性打气模式中检测模块气囊内的压强变化率仏(如40/fs)和最大压强P1G^OmmHg)以及第二线性打气模式中气囊内的压强变化率K2(如120/( 14*f s))和最大压强P2(如160mmHg);当然，在设定检测模块的工作模式之前，需要初始化设备。
[0075]此外，为了能最大程度地缩短测量时间，如图5所示，可将第一线性打气模式设定为快速打气阶段(压力从O至40mmHg，大约Is)，第二线性打气模式为慢速打气阶段(压力从40至160mmHg，大约14s)。也就是说，采用本发明血压测量系统的来实现线性打气的方式，单次测量的时间只需15S左右，甚至更短，与现有的降压测量方法(单次测量的时间需要45-60s不等)大大地缩短了测量时间，从而可以明显地提高用户的舒适度。当然，上述的第一线性打气模式以及第二线性打气模式的测量时间，可以根据不同用户的需求设定不同的值。
[0076]S3、气栗启动，实时采集指气囊内的压强P并计算压强变化率K，在P小于P1之前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪目标压强变化率仏，直至实现第一线性打气模式中检测模块气囊内的压强从O线性升至卩工；
[0077]同理，在P大于P1而小于P2之前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪目标压强变化率K2，直至实现第二线性打气模式中检测模块气囊内的压强从丹线性升至P2;
[0078]如P大于Ρ2，则气栗停止打气，并且对气囊进行快速放气，本次测量结束。
[0079]在上述步骤S3中的气栗电压U由如下的关系式求得:
[0080]U=Kp*e+Ki* Σ e+kd* Δ e
[0081]其中:Kp为比例单元系数;Ki为积分单元系数;kd为微分单元系数；Ae为误差的微分，等于当前误差与前一次误差的差值；
[0082]e 为控制误差:e = K-Kn; Kn 为 K1SK2 ；
[0083]K = P1-P^mPi为当前采集点压力值，P(^1)为当前采集点的前一个采集点的压力值。
[0084]此外，在步骤S3中还可以同时对振荡波信号进行提取，如图3所示，该振荡波提取流程为:首先选取?!以上的压力波形数据，将其经过3Hz的低通软件滤波，再通过最小二乘法拟合得到实际的斜坡信号，将P1以上的原始压力信号减去拟合得到的斜坡信号，如图6所示，振荡波的包络效果好，且算法简单，利于在单片机上实现;最后再经过0.5Hz的软件高通滤波，即可得到最终振荡波信号，效果如图8所示。采用本发明操作得到的振荡波效果明显好于采用传统采用带通滤波器操作方法得到的振荡波效果，效果具体如图7所示。
[0085]最后可根据最终压力振荡波信号而计算得出血压参数值，由于所获得的最终压力振荡波信号比较精确，因此可以保证所计算得出血压参数值的准确性。
[0086]此外，为了提高用户的舒适度，上述的检测模块为指套结构形式的。也就是说，用户只需将指套套装在手指上，即可进行血压的测量，使用极为地方便。
[0087]对本领域的技术人员来说，可根据以上描述的技术方案以及构思，做出其它各种相应的改变以及形变，而所有的这些改变以及形变都应该属于本发明权利要求的保护范围之内。
【主权项】
1.血压测量系统，其特征在于，包括 具有气囊的检测模块，其环绕在测定部上，用于获得测定部的初始压力振荡波信号； 压力传感器模块，用于将检测模块获得的初始压力振荡波信号转换为电压信号； AD模块，用于收集压力传感器模块所产生的电压信号，并将电压信号转换为数字信号； 气源模块，通过主气路与检测模块连通，为气囊提供气源，包括气栗； 处理器模块，其与压力传感器模块、AD模块以及气源模块均信号连接，用以控制压力传感器模块、AD模块以及气源模块； 处理器模块中包括线性打气控制部，用于控制检测模块实现第一线性打气模式和第二线性打气模式，以及用于设定第一线性打气模式中气囊内的压强变化率仏和最大压强P1W及第二线性打气模式中气囊内的压强变化率1(2和最大压强P2的值;其中P1小于P2; 所述第一线性打气模式为:气囊充气后，实时采集指气囊内的实时压强P并计算实时压强变化率K，在P小于P1之前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪压强变化率K1，直至实现气囊内的压强从O线性升至P1; 所述第二线性打气模式为:在P大于P1而小于P2之前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪压强变化率K2，直至实现气囊内的压强从丹线性升至内；当P大于内后，气囊停止充气。2.如权利要求1所述的血压测量系统，其特征在于，所述气栗电压U由如下的关系式求得:U = Kp*e+Ki* Σ e+kd* Λ e 其中:Kp为比例单元系数;Ki为积分单元系数;kd为微分单元系数；Ae为误差的微分，等于当前误差与前一次误差的差值；e为控制误差:e = K-Kn ； Kn为K1SK2 ； K = P1-PdmPi为当前采集点压力值，P(H)为当前采集点的前一个采集点的压力值。3.如权利要求1所述的血压测量系统，其特征在于，在所述处理器模块中还包括振荡波提取部以及血压参数计算部;其中，振荡波提取部用于对AD模块所产生的数字信号进行提取以分析获得最终压力振荡波信号;血压参数计算部，用于根据振荡波提取部所获得的最终压力振荡波信号而计算得出血压参数值。4.如权利要求1所述的血压测量系统，其特征在于，还包括电磁阀模块，用于控制检测模块与主气路的连接与否，来控制对气囊的充放气；用户交互模块，用于实时地显示检测信息以及接收用户指令。5.如权利要求1或3所述的血压测量系统，其特征在于，所述AD模块包括一24位50Hz的A/D转换器。6.如权利要求1所述的血压测量系统，其特征在于，所述检测模块为指套。7.血压测量系统的操作方法，其特征在于，所述操作方法包括如下步骤: 51、将用于检测压力振荡波信号且具有气囊的检测模块环绕在测定部位上； 52、将检测模块的工作模式设定为第一线性打气模式和第二线性打气模式，并设定第一线性打气模式中检测模块气囊内的压强变化率K1和最大压强P1以及第二线性打气模式中检测模块气囊内的压强变化率1(2和最大压强P2的值;其中P1小于P2; 53、气栗启动，实时采集指气囊内的实时压强P并计算实时压强变化率K，在P小于Pii前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪目标压强变化率仏，直至实现第一线性打气模式中检测模块气囊内的压强从O线性升至?工； 在P大于P1而小于P2之前，通过PID实时调节气栗电压U以跟踪目标压强变化率1(2，直至实现第二线性打气模式中检测模块气囊内的压强从?:线性升至P2; 如P大于P2，则气栗停止打气，并且对气囊进行快速放气，本次测量结束。8.如权利要求7所述的血压测量系统的操作方法，其特征在于，所述步骤S3中的气栗电压U由如下的关系式求得:U = Kp*e+Ki* Σ e+kd* Λ e 其中:Kp为比例单元系数;Ki为积分单元系数;kd为微分单元系数；Ae为误差的微分，等于当前误差与前一次误差的差值； e为控制误差:e = K-Kn ； Kn为K1SK2 ； K = P1-PdmPi为当前采集点压力值，P(H)为当前采集点的前一个采集点的压力值。9.如权利要求7所述的血压测量系统的操作方法，其特征在于，在所述步骤S3中还同时进行振荡波提取，振荡波提取的流程为:首先选取?:以上的压力波形数据，将其经过3Hz的低通软件滤波，再通过最小二乘法拟合得到实际的斜坡信号，将P1W上的原始压力信号减去拟合得到的斜坡信号，最后再经过0.5Hz的软件高通滤波，得到最终的压力振荡波信号；并根据最终的压力振荡波信号而计算得出血压参数值。10.如权利要求7所述的血压测量系统的操作方法，其特征在于，所述检测模块为指套。
【文档编号】A61B5/022GK105852834SQ201610389536
【公开日】2016年8月17日
【申请日】2016年6月3日
【发明人】刘嘉, 张攀登, 张 杰, 邱全利
【申请人】广州中科新知科技有限公司