一种基于柯氏音的电子血压计及其血压测量方法与流程

本发明涉及血压测量技术领域，特别是一种基于柯氏音的电子血压计及其血压测量方法。

背景技术

自1628年英国科学家威廉·哈维通过触摸脉搏的跳动首次发现血压以来，经过几百年的发展，血压测量技术越来越先进，血压计也在医疗机构和家庭中得到了广泛的应用。血压是人体的一个重要生理参数，正常的血压值是维持正常生命活动的必要条件。若血压过低，血液不能将氧带到身体的各个组织器官，会使人体感到头昏、四肢乏力等状况；若长期持续的高血压会使心脏、血管超负荷，严重时会引起许多心脑血管疾病的发生。血压测量是预防和治疗高血压的第一步，因此可以方便准确的测量血压尤为重要。

血压测量分为两种，直接测压和间接测压，其中间接测压已经有多年的历史，是临床诊断过程中最常用、最普通的测压方法。在无创血压测量技术中，柯氏音法(即听诊法)和示波法是被广泛使用的两种方法，其中各医疗机构普遍使用基于柯氏音法的水银血压计，而基于示波法的电子血压计则主要由家庭使用。但这两种传统的血压计在测量血压时仍有各自的优缺点。水银血压计基于柯氏音法原理，能准确测量血压，是国际上公认的血压测量“金标准”。但水银血压计测量需专业培训；测量时需要人工打气、人工读值、完全依赖人的听视觉，精度上仍有改进空间；存在汞污染，欧美发达国家由于环保原因已禁止使用。电子血压计可以自动充放气、自动测量、直接显示结果，操作简单、智能化程度高、去除人为干扰，无污染。但是因为示波法电子血压计设计原理不过关，在经过大规模的实验测量后，其平均值与水银血压计的测量结果均值较为接近，但个体差异性较大。美国医学联盟杂志(jama)统计得出：正是由于血压测量中5mmhg的误差，将会导致2100万美国人未接受必要的临床干预，而2700万美国人错过必要的临床干预。随着我国人口老龄化加重，以高血压为代表的慢性病患病人数持续增加，因此研制精度高、携带方便的血压计势在必行。

技术实现要素：

本发明所要解决的技术问题是克服现有技术的不足而提供一种基于柯氏音的电子血压计及其血压测量方法，本发明实现自动充放气、自动测量，并使用无污染的有色标尺水柱代替水银柱显示和使用液晶显示屏显示的血压测量装置。

本发明为解决上述技术问题采用以下技术方案：

根据本发明提出的一种基于柯氏音的电子血压计，包括袖带、气体压力调节模块、柯氏音提取模块、控制模块、气体压力提取模块、脉搏波提取模块和显示模块，其中，

柯氏音提取模块，用于提取柯氏音信号并对柯氏音信号进行滤波、去噪和放大处理后输出至控制模块；

气体压力调节模块，用于在控制模块的控制下，对袖带进行自动充放气；

气体压力提取模块，用于测量袖带内气体压力信号，并将气体压力信号输出至控制模块和脉搏波提取模块；

脉搏波提取模块，用于提取气体压力信号中的脉搏波信号并输出至控制模块；

控制模块，用于控制气体压力调节模块，并将接受的气体压力信号、脉搏波信号、处理后的柯氏音信号输入至显示模块，并计算出血压最后的测量结果将其结果输入至显示模块；

显示模块，用于动态显示气体压力信号、脉搏波信号和柯氏音信号的波形以及血压最后的测量结果。

作为本发明所述的一种基于柯氏音的电子血压计进一步优化方案，柯氏音提取模块包括声音传感器和与其连接的柯氏音信号处理电路，柯氏音信号处理电路包括依次连接的功率放大器、低通滤波器、高通滤波器、信号放大器、工频陷波器和信号抬升器，声音传感器用于采集柯氏音信号并输入至柯氏音信号处理电路，柯氏音信号经过功率放大、200hz低通滤波、20hz高通滤波、二级放大、50hz陷波和信号抬升后输出至控制模块。

作为本发明所述的一种基于柯氏音的电子血压计进一步优化方案，声音传感器包括听诊头、传音管、驻极体咪头和振动薄膜，振动薄膜设置在听诊头内，听诊头与驻极体咪头通过传音管连接，振动薄膜用于感知血管的振动而随之振动，传音管用于将振动传递到驻极体咪头处，驻极体咪头用于将采集到的振动转化为柯氏音电信号输出至柯氏音信号处理电路。

作为本发明所述的一种基于柯氏音的电子血压计进一步优化方案，气体压力调节模块包括气泵、电磁排气阀、匀速放气口、电磁驱动电路以及连通气泵、电磁排气阀、匀速放气口和袖带的导气管，电磁驱动电路用于驱动气泵、电磁排气阀以及对袖带进行自动充放气。

作为本发明所述的一种基于柯氏音的电子血压计进一步优化方案，气体压力提取模块和脉搏波提取模块包括气体压力传感器、信号放大器、低通滤波器、二次信号放大器、高通滤波器、三次信号放大器和信号抬升器，气体压力传感器用于将测量的气体压力信号经信号放大器、低通滤波器、二次信号放大器后得到的信号输出至控制模块和高通滤波器，该信号再经高通滤波器、三次信号放大器和信号抬升器后输出脉搏波信号至控制模块。

作为本发明所述的一种基于柯氏音的电子血压计进一步优化方案，显示模块包括液晶显示屏和无污染的有色标尺水柱，液晶显示屏用于动态显示气体压力信号、脉搏波信号和柯氏音信号的波形以及血压最后的测量结果，无污染的有色标尺水柱用于模拟水银柱直观地显示袖带内气体压力的值。

作为本发明所述的一种基于柯氏音的电子血压计进一步优化方案，气泵为微型气泵。

基于上述的一种基于柯氏音的电子血压计的血压测量方法，血压计测量血压过程中，当袖带充气至预设的气压值时，压挤血管，使血流完全阻断，这时声音传感器采集不到血管的波动声，然后慢慢放气直至血管内开始有血流流动，这时声音传感器采集到的第一声声强，为柯氏音信号的第1相，此时对应的袖带内气体压力即为血压收缩压；继续放气，声音传感器逐渐采集到强而有力的脉搏声，且慢慢变轻，直至采集到平稳正常的脉搏声，然后脉搏声声强表现为幅值先缓慢均匀的减少直到最后声强突然变小且不再变化，这是柯氏音的第4相，此时认为血管完全未受挤压，袖带内气体压力即为舒张压；采用柯氏音信号进行血压判断时配合示波法识别出收缩压和舒张压的柯氏音特征点，进而测量出血压。

基于上述的一种基于柯氏音的电子血压计的血压测量方法，在血压测量过程中还采集了脉搏波信号，袖带的气囊中存在着两个压力，一个是充入袖带的气压压力，另一个就是肱动脉的振荡压力，这个振荡波被称为脉搏波，该波形幅度随着气囊内压力的下降存在变化规律；当袖带内压力大于收缩压时，动脉内的血流被袖带压力所阻断，此时没有振荡波或是很小的振荡波；当袖带内压力小于收缩压时，动脉血管逐渐扩张，振荡波的幅值逐渐增大；当袖带内压力等于动脉平均压时，脉搏波的波幅达到最大值，随着袖带内的压力的继续减小，脉搏波的波幅逐渐减小；当袖带里的压力小于舒张压时，动脉血管完全舒张，此时脉搏波的波幅维持较低水平；根据袖带内脉搏波的这一规律，采用幅值系数法判断血压值；采用脉搏波法确定好收缩压和舒张压大致范围的情况下，采用柯氏音法在收缩压和舒张压的出现的范围内寻找柯氏音点，从而判断血压值。

作为本发明所述的一种基于柯氏音的电子血压计的血压测量方法进一步优化方案，由统计学方法得出，收缩压点在脉搏波左侧最大幅值的0.46～0.64处，舒张压点在脉搏波右侧最大幅值的0.43～0.73处。

本发明采用以上技术方案与现有技术相比，具有以下技术效果：

(1)采用声音传感器(驻极体麦克)配合听诊器取代人工听诊器来代替人耳来釆集肱动脉的柯氏音信号，去除人为听诊柯氏音的干扰，去除采集到的柯氏音信号存在较多的干扰如：环境噪声、袖带摩擦噪声、电回路噪声等，使血压计更加自动化、智能化、便携化；

(2)柯氏音信号微弱、易受环境噪声干扰，这可能会导致后期算法识别特征点的低准确率，因此将电子血压计原有的示波法保留(即同时采集脉搏波信号)，用其测量结果来设定阈值，更好的从柯氏音信号中提取特征点，从而进一步提高血压测量的精度；

(3)使用电子显示屏取代传统的水银柱，避免汞的排放造成环境污染，达到了节能减排的目标；此显示屏不仅能够显示收缩压和舒张压的测量值，并且能够实时显示柯氏音信号、压力信号以及脉搏波信号的波形等；设计使用无污染的有色标尺水柱，适应医院医生测量血压的习惯，便于医院推广使用。

附图说明

图1是本发明的一种整体系统结构图。

图2是本发明的最小系统控制板结构图。

图3是本发明的袖带压力调节系统结构图。

图4a是本发明的柯氏音信号提取电路流程图。

图4b是本发明的气体压力信号提取电路流程图。

图4c是本发明的脉搏波信号提取电路流程图。

图5是本发明的柯氏音拾音器结构图。

图6是本发明的无污染的有色标尺水柱结构图。

图7a是本发明的测量系统结构图。

图7b是柯氏音法原理图。

图8是示波法原理图。

图9是本发明的液晶显示屏显示效果图。

图10是本发明的软件工作流程图。

图中的附图标记解释为：1-听诊头，2-传音管，3-驻极体咪头，4-振动薄膜，5-导线，6-6～12v微型水泵，7-吸水管，8-蓄水槽，9-红色环保精油，10-柯氏音拾音器，11-气体压力传感器。

具体实施方式

下面结合附图对本发明的技术方案做进一步的详细说明：

如图1所示，本发明系统主要包括：控制模块(包括cpu、存储器和按键)、气体压力调节模块、信号采集模块(包括柯氏音提取模块、气体压力提取模块和脉搏波提取模块)、显示模块(包括液晶显示屏和无污染的有色标尺水柱)和电源电路。下面对各模块的具体实现方式进行详细阐述。

如图2所示，本发明控制模块使用stm32f103rc作为总控制芯片，内含12位高精度模数转换器和多个定时器等。扩展晶振复位电路为stm32芯片提供时钟源和复位；扩展存储器用于存储测量结果的历史数据；扩展按键作为复位按键和测量控制按键；扩展三个led灯用于电源指示、开始测量指示等；扩展lcd液晶显示屏用于显示测量过程的提示、动态显示测量信号波形和显示最终血压测量结果等；扩展usb驱动电路用于程序的烧录和提供稳压电源。stm32f103rc控制芯片及其扩展电路构成最小系统，用于对整个系统进行自动控制、模拟信号与数字信号的转化、数字信号的滤波、柯氏音信号特征点的提取、脉搏波特征点的提取、血压值的判断以及结果的显示控制等。

如图3所示，本发明气体压力调节模块中，使用6～12v微型电磁气泵对袖带进行充气；使用6～12v常开电磁排气阀进行快速放气；使用3mmhg/s的匀速放气阀进行匀速放气；使用cfsensor公司生产的xgzp040db1r型气体压力传感器对整个袖带系统内的气体压力进行测量；使用l298n电机驱动控制电路驱动微型电磁气泵和常开电磁排气阀。该模块用来调节整个袖带系统内的气体压力，实现充放气的自动化和气体压力的测量。

如图4a所示是本发明的柯氏音信号提取电路流程图，图4b是本发明的气体压力信号提取电路流程图，图4c是本发明的脉搏波信号提取电路流程图。本发明的三路信号采集电路中，使用的滤波器均为巴特沃斯二阶有源滤波电路，使用的滤波器、放大器及信号抬升器均采用op07运算放大器作为实现芯片。其中柯氏音信号提取模块中使用的声音传感器是采用听诊头1连接传音管2并将驻极体咪头3放入2出口制作而成的，如图5所示，柯氏音使振动薄膜4产生振动，经传音管2传递、驻极体咪头3采集、导线5连接信号处理电路，柯氏音信号转化为电信号再由后续电路处理；使用的功率放大器为tda2822，用于提高柯氏音信号质量和简单前置滤波；使用的50hz陷波器为f42n50双t有源二阶陷波电路，用于去除工频干扰。

如图6所示，本发明使用的无污染的有色标尺水柱中，6～12v微型水泵6根据驱动电压通过吸水管7将蓄水槽8中的红色环保精油9按照一定比例进行泵升，即可实时跟随袖带内压力进行变化。

本发明中输入电源为控制模块usb提供的5v电源。输出3.3v电源为stm32芯片供电；输出12v电源为微型电磁气泵、常开电磁排气阀和微型水泵供电；输出-5v电源为运算放大器op07供给反相电源。因此，本发明中采用ams1117-3.3稳压电路将5v电源稳压至3.3v，采用cs5171升压电路将5v电源升压至±12v，采用lm7905稳压电路将-12v电源稳压至-5v。制作完成上诉硬件系统后，需要搭配相应的软件系统，下面对整个系统的工作流程进行详细分析并设计软件。

将各气体压力调节模块的连接部分充分连接好，防止漏气。选择大小合适的袖带并按照规范进行佩戴，将制作好的提取柯氏音的拾音器放置在袖带下沿的动脉血管上方，以感知来自血管的音频信号。手动启动系统，控制stm32控制芯片发出开始测量指令，系统开始测量。首先，stm32控制微型电磁气泵运转、控制常开电磁排气阀关闭，开始对袖带进行充气。同时，液晶屏上显示“开始测量”等文字；本发明采用的线性气体压力传感器的最大量程是40kpa，12位模数转换器的最大转换电压为3.3v，因此气体压力提取电路测量到的气体压力模拟信号(记为：pav(v))对应的气压值为pav/3.3×40(kpa)，将该信号传送给stm32上的模数转换器，stm32得到数字量的气体压力信号(记为pdv，等于pav/3.3×4096)并将其值按照公式pdv/4096×40×7.5转化为mmhg显示到液晶屏上(记为pmh(mmhg))；同步使用无污染的有色标尺水柱显示气体压力值，假设水泵所能泵升的最大高度为bh(cm)(即pwm波占空比为1时水泵所能泵升的水柱高度)，水柱标尺的最大高度为mbh(cm)，水柱标尺可以显示的最大量程为mh(mmhg)，则pwm波的占空比为pmh/mh×mbh/bh，stm32根据计算得到的占空比产生pwm波控制水泵实现水柱的定值抬升。在整个测量过程中，有色水柱始终跟随袖带气体压力值，进行实时的显示。随着充气的持续，袖带内气压逐渐升高，直到上升至180mmhg，stm32控制微型电磁气泵停止运转，袖带通过匀速放气阀按照3mmhg/s的速度进行放气。

匀速放气的过程中，同步采集柯氏音信号、气体压力信号和脉搏波信号。图7a是本发明的测量系统结构图，10为柯氏音拾音器，11为气体压力传感器；采集柯氏音信号时，随着袖带内气压的降低，血管内血液逐渐恢复流动，血液的流动是间断进行的，因此使血管产生振动而发出声音。安装在血管上方的拾音器薄膜感知血管的振动而随之振动，拾音器传音管将振动传递到驻极体咪头处，咪头采集到振动转化为电信号。因为柯氏音信号功率主要集中在20～200hz，所以将采集到的柯氏音电信号经过功率放大、200hz低通滤波、20hz高通滤波、二级放大、50hz陷波等处理将采集到的柯氏音信号传递至stm32进行数据分析处理，得到的柯氏音信号如图7b所示。同步采集气体压力信号，袖带内气体压力逐渐减小，大致呈线性变化，经10hz低通滤波、信号放大后得到如图7b所示波形。将采集到的柯氏音信号的第一声和最后一声进行识别，对应时间点的气体压力值即为收缩压和舒张压。但是图7b所示的柯氏音信号是较为理想的状态，实际采集到的柯氏音信号存在较多的干扰如：环境噪声、袖带摩擦噪声、电回路噪声等，再加上柯氏音信号微弱(±50mv以内)，因此直接对柯氏音信号进行识别难度较大，本发明中在采集气体压力信号的同时采集脉搏波信号。因为脉搏波信号主要集中在0.5hz～10hz，所以将采集到气体压力信号进行0.5hz高通滤波、信号放大，得到的信号波形形状、频率基本符合要求，但是幅值有部分出现负数，模数转换器无法采集到，因此再将信号进行抬升使全部幅值均为正数，得到最终的脉搏波信号如图8所示。根据脉搏波信号的最大幅值，向前搜索到最大幅值的0.46～0.64处即为收缩压大致范围(如图8左侧虚线所示)，向后搜索到最大幅值的0.43～0.73处即为舒张压大致范围(如图8右侧虚线所示)。在收缩压和舒张压大致范围内，对柯氏音进行识别，收缩压柯氏音点确定为脉搏波0.46～0.64范围内第一个声音点，舒张压柯氏音点确定为脉搏波0.43～0.73范围内最后一个声音点，然后找到确定好的收缩压声音点和舒张压声音点对应的气体压力值即为收缩压和舒张压。

采集这三路信号时，12位模数转换器的最大转换电压均为3.3v，因此气体压力值为：pdv/4096×40×7.5(mmhg)，柯氏音信号为：采集到的柯氏音信号数字量/4096×3.3(v)，脉搏波信号为：采集到的脉搏波信号数字量/4096×3.3(v)。stm32将采集到的三路信号经过简单软件滤波后的数据进行存储，并动态实时的显示到液晶显示屏上，如图9所示。当匀速放气至袖带气体压力小于等于50mmhg时，stm32控制常开电磁排气阀开启，对袖带进行快速放气。此时，stm32停止对三路信号的采集，液晶显示屏停止动态显示信号波形，无污染的有色标尺水柱停止跟随袖带压力将水柱降至最低。然后stm32对存储的三路信号数值进行分析计算，将计算得到的结果显示在液晶显示屏底端，如图9所示。

根据上诉的整体系统工作流程设计的软件流程图如图10所示。按key0键开始测量，系统对液晶显示屏、按键、gpio端口等进行初始化，气泵开始充气、快速放气阀关闭。充气至180mmhg后，气泵关闭、匀速放气阀放气、快速放气阀关闭，匀速放气1～2s后，液晶显示屏开始绘制坐标轴，将柯氏音信号、气体压力信号和脉搏波信号的波形同步动态显示到液晶显示屏上。将匀速放气过程中三路信号的数据进行存储，直至放气至袖带压力为50mmhg，停止数据存储、停止匀速放气、进行快速放气。对存储的信号数据进行软件滤波，根据上诉阐述的方法对收缩压和舒张压进行分析计算并将结果显示在液晶显示屏上。到此一次测量结束，按key0键重新开始测量。

使用大小合适的袖带，袖带内气囊至少应包裹80％上臂，将袖带紧贴缚在被测者上臂，袖带下缘应在肘弯2.5cm处，松紧适度，并将装有驻极体咪头的听诊器放入袖带内。佩戴好袖带后开始测量血压。微处理器发出开始测量的控制信号，控制信号控制驱动电路使微型气泵运转、使电磁排气阀关闭，开始对袖带进行充气。充气的过程中，微处理器通过气体压力传感器模块采集袖带内气体压力值，将采集到的气体压力值显示到液晶显示屏上，并且微处理器将气体压力值的数字信号按照一定比例转化为pwm波控制驱动电路使无污染的有色标尺水柱上的微型自吸水泵运转，将水柱按照标尺上的刻度实时的显示袖带内气体压力的值。当测量到的袖带内气体压力大于等于一定值时，微处理器控制微型气泵停止运转，此时只有匀速放气阀以一定速度匀速放气。放气的过程中，通过气体压力提取模块测量袖带内气体压力，通过脉搏波提取模块提取气体压力信号中的脉搏波信号，通过柯氏音提取模块提取柯氏音信号，并通过液晶显示屏动态显示提取到的三路信号波形，将气体压力值通过水柱进行直观的显示。当测量到的袖带内气体压力小于等于一定值时，开启电磁排气阀进行快速放气，三路信号采集电路停止信号采集，液晶显示屏停止动态波形显示并将已画出的波形固定显示在显示器上，微处理器通过匀速放气过程中采集到的数据计算血压值并将结果显示到液晶显示屏上。

血压计测量血压过程中，用声音传感器配合听诊器取代人工听诊器。当袖带充气至一定气压，压挤血管，使血流完全阻断，这时传感器采集不到血管的波动声，然后慢慢放气直至血管内开始有血流流动，这时声音传感器采集到的第一声声强，为柯氏音信号的第1相，此时对应的袖带内气体压力即为血压收缩压；继续放气，通过声音传感器采集到强而有力的脉搏声，且慢慢变轻，直至采集到平稳正常脉搏声，在声音传感器采集到的信号中对应表现为声强先幅值缓慢均匀的减少直到最后声强突然变小且不再变化，这是柯氏音的第4相，此时认为血管完全未受挤压，袖带内气体压力即为舒张压。由于柯氏音信号微弱并且含有较多噪声，因此在用柯氏音信号进行血压判断时配合示波法可以简化识别难度，更准确识别出收缩压和舒张压的柯氏音特征点，使血压测量更准确。

血压计测量血压过程中还采集了脉搏波信号。在血压测量过程中，袖带气囊中存在着两个压力，一个是充入袖带的气压压力，另一个就是肱动脉的振荡压力，这个振荡波被称为脉搏波，该波形幅度随着气囊内压力的下降有一定的变化规律。当袖带内压力大于收缩压时，动脉内的血流被袖带压力所阻断，此时没有振荡波或是很小的振荡波；当袖带内压力小于收缩压时，动脉血管会逐渐扩张，振荡波的幅值也会逐渐增大；当袖带内压力等于动脉平均压时，脉搏波的波幅达到最大值，随着袖带内的压力的继续减小，脉搏波的波幅也逐渐减小；当袖带里的压力小于舒张压时，动脉血管完全舒张，此时脉搏波的波幅维持较低水平。根据袖带内脉搏波的这一规律，采用幅值系数法判断血压值。由统计学方法得出，收缩压点在脉搏波左侧最大幅值的0.46～0.64处，舒张压点在脉搏波右侧最大幅值的0.43～0.73处。在使用脉搏波法确定好收缩压和舒张压大致范围的情况下，采用柯氏音法在收缩压和舒张压的出现的范围内寻找柯氏音点，从而准确判断血压值。

以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出：对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。