CN1394546A - 一种血压测定装置及方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种血压测定装置及方法，其装置是键盘依次连接中央处理单元、充气泵、袖带、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袖带；其方法，包括下列步骤：1.准备好所用的血压测定装置；2.调整充气压力值，控制放气速率；3.进入检测流程进一步控制放气速率；4.进入数据采集流程，重新计算收缩压和舒张压；5.保存、输出信息。本发明血压测定装置及方法可在压力检测过程中对压力信号进行数字滤波处理，增强了稳定性，减少了个体差异性的影响，提高了压力振荡波形的检出率。

Description

一种血压测定装置及方法

                          技术领域

本发明涉及一种测量血压和心率的装置及方法。

                          背景技术

目前，血压测量技术可分为直接法和间接法两种。直接测量法又称为侵入法，是将压力传感探针直接插入到人体的动脉血管中，可连续测量人体血压的变化情况。直接测量法具有测量结果准确、不间断性等优点，但是测量设备昂贵，所要求的测量技巧较高，同时存在病毒感染的风险，目前一般只在重要外科手术的进行过程中采用，难以进行大规模的推广应用。间接法测量法又称为无创测量法，它不需要探针在血管中的插入，测量简便，因此在临床上得到广泛的应用。间接法测量法又可分为连续测量法和间断测量法。无创连续测量血压的方法具有无法比拟的优越性，但由于其技术上难度较大，目前还不能实际应用。

间断无创血压测量法，是常用的测量方法，主要有两种，听诊法和示波法。

听诊法由俄国医生柯罗特科夫在1905年提出，迄今仍在临床中广泛应用。其方法是利用充气袖带阻断动脉血流，然后缓慢放气，当压力下降到收缩压时，借助于听诊器可听到代表心脏跳动的声音(柯氏音)，当袖带内的压力逐渐下降时，该声音的强度和声调会有一定的变化，当袖带内的压力下降到舒张压以下时，该声音消失。利用柯氏音在收缩压和舒张压时所反映的临界变化就可确定被测对象的血压值。听诊法存在其固有的缺点：一是在舒张压对应于第四相还是第五相问题上一直存在争论；二是通过听柯氏声来判别收缩压、舒张压，读数受使用者听力影响，易引入主观误差。以听诊法原理制成的电子血压计，虽然实现了自动检测，但存在误差大、重复性低、易受噪音干扰。

绝大多数血压监护仪和自动电子血压计采用示波法测量血压。示波法测量血压同样需要利用充气袖带阻断动脉血流，然后缓慢放气，在放气过程中检测血管壁搏动引起袖带内的气体压力振荡波。当袖带内压力大于收缩压时，动脉关闭，袖带内因近端脉搏的冲击而出现细小的振荡波；当袖带内压力小于平均动脉压时，振荡波幅度增大，袖带内压力等于平均动脉压时，动脉管壁处于去负荷状态，振荡波幅度达到最大；袖带内压力小于平均动脉压时振荡波幅度逐渐减小；袖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，还可同时通过压力振荡波幅度最大值测得平均压。

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，包络线最大值所对应的压力值为人体的平均压。

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，即平均压对应的振荡波幅值，然后将这个幅值分别与收缩压和舒张压的比例系数相乘，在平均压的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、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。波形特征点法对干扰的敏感度较大，导致特征点判断的失误，容易产生极大的测量误差。因此，大多数电子血压计采用幅度比例系数计算法。

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。

人体血压的分布范围很大，收缩压最高可达到250mmHg以上，最低可在70mmHg以下。依据示波法测量原理，正确测量的前提是充气完后袖带内的压力必须高于收缩压，以阻断动脉血管中血流的通过。充气压力的不足将使得收缩压不能正确被测出。另外，在采用示波法测量血压时，需要一个缓慢放气的过程。由于充气压力高度的不同，在一个基本稳定的放气速率下，放气的时间也各不相同。在这种情况下，高血压患者的测量时间将比较长，长时间对血管的压迫将引起身体上的不适。由于在放气过程中，袖带内压力容积逐渐下降，在固定的放气阀开度下，放气速率将越来越低，压力下降曲线呈非线性，这将造成测量时间的加长，同时影响压力振荡波的正确检出，产生较大的血压测量误差。

                            发明内容

为了克服上述现有技术中的不足，本发明一种具有自适应特性的血压测定装置及方，法，它具有自动调整放气速率和放大增益的功能，有效地提高了测量精度，在保证测量精度地前提下将测量时间降低到一个较小的范围内，并能自动存储多次历史测量数据，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，本发明血压测定装置中的键盘依次连接中央处理单元、充气泵、袖带、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袖带。

在本发明的血压测定装置中，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。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V_OUT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。

本发明血压测定方法包括下列步骤：

第一步骤：准备好所用的血压测定装置，所述的血压测定装置包括中央处理单元、充气阀、袖带、压力传感器、程控放气阀、比较电压发生器、放大器、电压比较器、PWM发生器和显示器；

第二步骤：利用充气阀充气后，中央处理单元自动识别和调整充气压力值，并根据充气最终压力的大小和压力振荡波形的幅值控制放气速率；

第三步骤：进入检测流程，中央处理单元根据压力振荡波形的幅值，通过更改中央处理单元内部定时器的计数频率，确定压力信号放大增益，并保存检测到的压力振荡波形序列，然后根据压力振荡幅值和心率，进一步控制放气速率；

第四步骤：进入数据采集流程，中央处理单元根据上述的压力振荡最大幅值的序列，计算出收缩压和舒张压的理论值，根据所述的理论值、压力振荡波形的振幅、单个压力振荡波形的参数变化及与历史测量数据的相关性来修正计算系数，选择、确定补偿系数后，重新计算收缩压和舒张压；

第五步骤：中央处理单元中的存储器保存上述的收缩压和舒张压，显示器输出上述的心率、收缩压和舒张压的信息。

在所述的数据采集流程中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；在所述的数据采集流程中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，自动识别出同一被测人体的测量数据；所述单个压力振荡波形的参数包括上升速率、下降速率和波形宽度；所述放大增益设定为三档，放大增益分别是0.7、1.0和1.5；所述补偿系数包括收缩压补偿系数和舒张压补偿系数；所述收缩压补偿系数的取值范围是0.44～0.59，所述舒张压补偿系数的取值范围是0.55～0.70，并依据压力振荡波形的检出情况来确定具体的数值。

本发明血压测定装置及方法与现有技术相比，具有以下有益效果：

1、减少人体的差异性对血压测量结果的影响；

2、减少外界干扰的波动性对血压测量结果的影响；

3、动态调整放气速率，提高测量的精度和稳定性，并减少全程测量的时间；

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。

                                附图说明

图1-1是本发明血压测定装置的结构框图；

图1-2是本发明血压测定装置中放大器、比较电压发生器和电压比较器的电路图；

图2是采用本发明血压测定装置进行一次完整血压测量中压力振荡波的检出图形；

图3是对图2所示压力振荡波序列振幅的包络线；

图4是定义本发明血压测定装置单个压力振荡波的波形参数图；

图5是采用本发明血压测定装置控制充气压力的流程图；

图6是采用本发明血压测定装置控制放气速率的流程图；

图7是采用本发明血压测定装置控制放大增益的流程图；

图8是当振荡波形数目＝5时，本发明血压测定装置控制放气速率的流程图；

图9-1和图9-2是本发明实施例中血压测定的流程图；

                       具体实施方式

下面结合附图和具体实施例对本发明血压测定装置及方法做进一步详细说明。

图1-1示出了本发明血压测定装置包括中央处理单元102、键盘101、充气泵103、袖带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、袖带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和袖带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，所述中央处理单元102根据压力振荡波形的幅值调整、确定并存储压力信号放大增益。

如图1-2所示，本发明中血压测定装置中的放大器由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；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。所述电压比较器通过所述LM324的第一端口，即端口10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，即端口9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V_OUT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。

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。

下面简述本发明血压测定装置的工作过程如下：

首先，将袖带104缠于人体的上臂，然后通过键盘101操作启动血压测量过程，中央处理单元102控制充气泵103对袖带104进行充气，同时与袖带104相连的压力传感器1 05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，判断袖带104内的压力是否高于被测人体的收缩压。如果压力低于收缩压，充气泵110继续对袖带104充气；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，产生一个占空比可调的方波序列，开启放气阀110进行缓慢放气。

本发明血压测定装置中的放大和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一个电压比较器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输出电压的大小，即实现A/D转换。压力信号放大增益的实现是通过更改中央处理单元内部定时器的计数频率来实现的。定时器输出的计数值用2个字节存储，压力振荡波形的幅度用1个字节存储。因此，压力振荡波形的幅度的动态范围有限，当计数频率一定时，在幅度较大时可能超限。相同的传感器输出电压对应的脉冲宽度是一致的，计数频率越高，数据的动态范围越大，精度也越高；计数频率越低，数据的动态范围越小，精度也越低。因此，改变计数频率的大小可实现压力信号放大增益的调整。

我们知道，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，本发明血压测定装置通过程控放气阀110动态地保持均匀的放气速度，同时根据实际检出的压力振荡波形的强弱来加快或放慢放气速度。这样一来，可以在保持测量准确性的前提下，将测量时间缩短到一个较小的时间段内。

为了达到上述目的，所述中央处理单元102根据充气的最大压力值和前几次压力振荡波的检出情况，调整PWM发生器109产生方波的占空比，控制放气速率，从而降低测量时间。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。

在压力信号采集的过程中，中央处理单元102判断振荡波的幅度调整压力信号的放大增益。对于压力振荡波形较弱的情况，增大放大增益，提高压力振荡波的检出率；对于压力振荡波形强的情况，减小放大增益，避免采集的压力信号出现饱和，超出1个字节的存储范围。因此，本发明血压测量装置具有较大的动态测量范围和较高的适用性。

另外，在放气过程中，中央处理器102检测因袖带104容积变化引起放气速率的变化，调整PWM发生器109的输出，将袖带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。

当放气完毕后，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。

所述中央处理单元102对所有压力振荡波形的上升斜率和下降斜率进行统计分析，然后依据压力振荡波形最高幅值的大小和斜率变化情况自动选择合适的计算方法，最终得到血压测量值，并在显示器111上进行显示。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，同样在显示器111上显示输出。

所述中央处理单元102在进行当前血压值计算时，综合考虑当前压力振荡波的和历史记录，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。

采用本发明血压测定装置进行血压测定时，其方法如下：

第一步骤：准备好所用的血压测定装置，所述的血压测定装置包括中央处理单元102、充气泵103、压力传感器105、程控放气阀110、放大器106、PWM发生器109和显示器111；

第二步骤：利用充气阀103充气后，中央处理单元102自动识别和调整充气压力值，并根据充气最终压力的大小和压力振荡波形的幅值控制放气速率；

第三步骤：进入检测流程，中央处理单元102根据压力振荡波形的幅值，通过对内部定时器中计数频率的调整，确定压力信号的放大增益，并保存检测到的压力振荡波形序列，然后根据压力振荡幅值和心率，进一步控制放气速率；

第四步骤：进入数据采集流程，中央处理单元102根据上述的压力振荡最大幅值的序列，计算出收缩压和舒张压的理论值，根据所述的理论值、压力振荡波形的振幅和单个压力振荡波形的参数变化，及与历史测量数据的相关性来修正计算系数，选择、确定补偿系数后，重新计算收缩压和舒张压；所述单个压力振荡波形的参数包括上升速率、下降速率和波形宽度；

第五步骤：中央处理单元102中的存储器保存上述的收缩压和舒张压，显示器111输出上述的心率、收缩压和舒张压的信息。

图4示出了采用本发明血压测定装置时，对单个压力振荡波波形参数的定义。

波动宽度405为压力振荡波出现点401到袖带104内压力下降到所述出现点401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401和407的直线403，然后过压力振荡波上各点作所述直线403的垂线，最大长度垂线在振荡波形上通过的点为振荡幅度最高点402，然后过振荡幅度最高点402作铅垂线，与直线403交点对应的长度为振荡幅度409。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。

压力振荡波上升斜率是压力振荡波起点401和振荡幅度最高点402的连线406与两次压力振荡波起点连线403的夹角α；压力振荡波下升斜率是振荡幅度最高点402和下一次压力振荡波起点407的连线408与两次压力振荡波起点连线403的夹角β。

实施例1：

如图5所示，在血压测量的501开始阶段，系统设定初始压力值，本实施例设定的初始压力值是160mmHg 502之后，下一步骤503将关闭放气阀110，接下来504中央处理单元102启动充气泵103，此时对缠绕于手臂的袖带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，使放气阀110基本处于关闭状态；中央处理单元102连续检测袖带104内的压力，当压力值达到程序设定的第一个压力值时，停止充气泵110，暂停充气2秒506，在这一时间间隔内进行步骤507，对检测到的振荡波形的形状，即振荡波的幅度和波形下降斜率进行判断，如果振荡波的幅度小于幅度设定值，并且波形下降斜率小于斜率下降值，则表明当前的压力值已经高于被测对象的收缩压，中央处理单元102开启放气阀110，进入血压检测流程509；如果不满足上述507条件，中央处理单元102将压力设定值在原有的基础上增加40mmHg，如步骤508所示，并重新启动充气泵103，直至袖带104内的压力值达到新的压力设定值高度，重复上述判断流程505，直至袖带104内压力大于被测对象的收缩压，至此完成了充气压力自动判断的过程，随后进入血压测量流程509。

图6示出了在完成了上述充气压力自动判断流程后，开始放气速率控制选择流程601，中央处理单元102载入最终的充气压力高度602，根据载入不同的最终充气压力高度值，系统选择不同的初始放气速率，如图6中的603和604所示。

即，若：压力高度＜＝160mmHg时，则控制放气速率为4mmHg/s；

    若：200mmHg＞＝压力高度＞160mmHg时，则控制放气速率为5mmHg/s；

    若：240mmHg＞＝压力高度＞200mmHg时，则控制放气速率为5.5mmHg/s；

    若：压力高度＞240mmHg时，则控制放气速率为6mmHg/s。

总之，充气压力越大放气速率也越大，最后控制PWM发生器109输出相应占空比的信号，实现不同放气速率的控制。

如图7所示，在放气过程中，即压力振荡波形的检测中，由于袖带104内的压力和气体容积持续下降，手臂的组织特性受压后的不均匀变化，使得施加在放气阀110上固定占空比的驱动信号将不能保证放气速率保持在设定的恒定值上。为了实现恒定速率的放气，中央处理单元102以50Hz的采样频率检测袖带内压力的变化，计算放气速度，并调整程控放气阀110的驱动信号的占空比进行放气速度的控制。

经过上述反馈控制流程之后，系统的放气速率在一个比较小的范围内波动，避免了系统放气速率出现的振荡，提高了振荡波形的检出精度，提高了血压测量的精度。

在如图7所示的压力信号放大增益开始时701，首先设定起始放大增益为1.0，看步骤702，得到实际中可能出现的不同的信号放大增益703后，根据当前波形幅值与满量程的关系704，确定出所采用的增益数值705，然后进行数据采集706。

即，在上述的703、704和705中，系统根据下述不同情况，确定最终所采用的增益数值：

当信号放大增益＝1.0时，

    若：满量程的40％＜＝当前波形幅值＜＝85％时，则增益＝1.0；

    若：当前波形幅值＜满量程的40％时，则增益＝1.5；

    若：当前波形幅值＞满量程的85％时，则增益＝1.7；

当信号放大增益＝0.7时，

    若：当前波形幅值＞＝满量程的65％，则增益＝1.0；

    若：当前波形幅值＜满量程的65％，则增益＝0.7；

当信号放大增益＝1.5时，

    若：当前波形幅值＜＝满量程的55％，则增益＝1.0；

    若：当前波形幅值＞满量程的55％，则增益＝1.5。

在上述检测过程中，中央处理单元102同时对检出振荡波形的振荡幅值和心率进行分析，图8示出了振荡波形检出的数目等于5时，其放气速率的控制流程，根据振荡幅值和心率的关系803，分别给予放气速率一个调整量804，最终控制放气速率805，结合下表详细描述分析情况：

项    目	较大(高)	一般	较小(低)
				振荡幅值	＞70	30～70	＜30
心    率	＞90次/秒	55～90次/秒	＜55次/秒
				放气速率调整量	1mmHg/s	0	0.5mmHg/s

当振荡幅值较大，即大于70时，且心率较低，即小于55次/秒时，保持原有放气速率；

当振荡幅值较大，即大于70时，且心率一般，即55～90次/秒时，将放气速率增大一较小的值，即增大0.5mmHg/s；

当振荡幅值较大，即大于70时，且心率较高，即大于90次/秒时，将放气速率增大一较大的值，即增大1mmHg/s；

当振荡幅值一般，即在30～70范围时，且心率较低，即小于55次/秒时，将放气速率减小一较小的值，即减少0.5mmHg/s；

当振荡幅值和心率的值都处于一般水平，即振荡幅值在30～70范围，心率在55～90次/秒时，将保持原有的放气速率；

当振荡幅值一般，即在30～70范围时，且心率较高，即大于90次/秒时，将放气速率增大一较小的值，即增大0.5mmHg/s；

当振荡幅值较小，即小于30时，且心率较低，即小于55次/秒时，将放气速率减小一较大的值，即减少1mmHg/s；

当振荡幅值较小，即小于30时，且心率一般，即55～90次/秒时，将放气速率减小一较小的值，即减少0.5mmHg/s；

当振荡幅值较小，即小于30时，且心率较高，即大于90次/秒时，保持原有放气速率；

通过上述放气速率的调整，振荡波形能反映波形序列的检出情况，也保证了系统的稳定性。

在上述放气速率控制流程中，涉及到振荡波形幅值的大小的比较。在进行隔值大小的比较时，中央处理单元102对数据进行归一化，即消除在压力检测过程中设置不同信号放大增益的影响。信号放大增益设为3档，分别是0.7、1.0和1.5。对于幅值一般，即幅值在30～70的情况，选择放大增益为1.0；对于幅值较大，即幅值大于70的情况，选择放大增益为0.5；对于幅值较小，即幅值小于30的情况，选择放大增益为1.5。

在压力振荡波形的检出过程中，为了减少存储容量，中央处理单元102并不保存所有的波形数据，只是在检出每个振荡波形时计算出振荡最大幅值、上升斜率、下降斜率和脉动宽度。当放气过程结束后，中央处理单元102振荡最大幅值的序列建立压力振荡波形包络线，并分别计算上升斜率、下降斜率和脉动宽度序列的平均值和均方差。

然后依据压力振荡波形包络线的特征和上升斜率、下降斜率和脉动宽度的平均值和均方差的大小选择相应的计算系数来计算收缩压和舒张压。

实施例2：

下面结合图9-1和图9-2详细描述压力振荡波形数目大于3时的上述各数据的算法选择流程，需要说明一点，对于图9-1和图9-2中分别出现的附图标记A、B和C，表示图9-1与图9-2流程的对应的连接关系。

在此之前，缓慢放气过程已结束，并得到了完整的压力振荡波形序列，如图2所示的一次完整血压测量中压力振荡波的检出情况，然后开始算法流程901，当压力振荡波形数目小于或等于3时902，此时收缩压和舒张压均为零903，系统提示错误信息904，结束此流程，即905。当压力振荡波形数大于3时902，以初始系数0.5进行收缩压计算906，根据计算后得到的收缩压的值907和振荡幅值908的不同，选择相应的收缩压补偿系数909，各参量之间的关系如下：

当计算收缩压的值＞＝220mmHg时，如907所示：

    若振幅＞100，则收缩压补偿系数＝0.5；

    若100＞＝振幅＞70，则收缩压补偿系数＝0.59；

    若70＞＝振幅＞40，则收缩压补偿系数＝0.52；

    若振幅＜＝40，则收缩压补偿系数＝0.44。

当180mmHg＜＝计算收缩压的值＜220mmHg时：

    若振幅＞90，则收缩压补偿系数＝0.5；

    若90＞＝振幅＞30，则收缩压补偿系数＝0.58；

    若振幅＜＝30，则收缩压补偿系数＝0.48。

当130mmHg＜＝计算收缩压的值＜180mmHg时：

    若振幅＞50，则收缩压补偿系数＝0.5；

    若50＞＝振幅＞40，则新系数＝0.58；

    若振幅＜＝40，则收缩压补偿系数＝0.46。

当130mmHg＜＝计算收缩压的值＜90mmHg时：

    若振幅＞30，则收缩压补偿系数＝0.5；

    若30＞＝振幅，则收缩压补偿系数＝0.57。

确定上述补偿系数后，以收缩压补偿系数进行收缩压计算910，然后根据计算得出的收缩压的值再计算上升斜率、下降斜率和脉动宽度的均方差和平均值比值的平均比值911，根据计算收缩压的值的不同912，确定平均比值的大小913，本实施例给出如下几种情况：

若计算收缩压的值＞＝180mmhg，且平均比值＜＝0.15，或

130mmhg＜＝计算收缩压的值＜180mmhg，且平均比值＜＝0.15，或

计算收缩压的值＜130mmhg，且平均比值＜＝0.2，

则收缩压＝计算收缩压的值；

若计算收缩压的值＞＝180mmhg，且平均比值＞0.15，或

130mmhg＜＝计算收缩压的值＜180mmhg，且平均比值＞0.15，或

计算收缩压的值＜130mmhg，且平均比值＞0.2，

则根据下列公式求出收缩压；

公式：收缩压＝计算收缩压*{1.0+[Min(平均比值，a)-b]*c}；

公式中系数a、b和c的具体数值与上述912步骤中计算收缩压的值有关，其关系如下：

当计算收缩压的值＞＝180mmHg时，则公式中的a＝0.25，b＝0.15，c＝1；

当130mmHg＜＝计算收缩压的值＜180mmHg时，则公式中的a＝0.25，b＝0.15，c＝0.8；

当计算收缩压的值＜130mmHg时，则公式中的a＝0.3，b＝0.2，c＝1。

按上述方法得到收缩压后，以系数0.6计算舒张压915，根据计算舒张压的值916和振幅917的不同，确定舒张压补偿系数918，计算舒张压的值与振幅及舒张压补偿系数的关系如下：

当计算舒张压的值＞＝110mmHg时：

    若振幅＞100，则舒张压系数＝0.69；

    若100＞＝振幅＞70，则舒张压补偿系数＝0.55；

    若振幅＜＝40，则舒张压补偿系数＝0.7。

当110mmHg＞＝计算舒张压的值＞70mmHg时：

    若振幅＞90，则舒张压补偿系数＝0.7；

    若振幅＜＝90，则舒张压补偿系数＝0.56。

确定舒张压补偿系数后，以补偿系数进行舒张压的计算919。

显示器111显示由上述914步骤求得的收缩压和上述919步骤求得的舒张压920，结束此次血压测定过程921。上述流程从一定程度上消除了不同人体对计算方法的要求。

值得注意的是，人体的差异性较大，反映在心率、心跳的强度和持续时间，心律不齐、心房关闭不严等心脏疾病，引起压力振荡波的频谱特性有一定的差异。另外，在测量过程中，被测人体的手臂的状态也不可能是一成不变的，如：肌肉的收缩，手臂位置的移动，肘关节和手指的弯曲等，这也都会使得压力振荡波的频谱特性发生变化。本发明血压测定装置在压力检测过程中对压力信号进行数字滤波处理，有效地减小了噪声的干扰，增强了稳定性，减少了个体差异性的影响，提高了压力振荡波形的检出率。

另外，在本实施例中计算各补偿系数时所提及的振幅都是包络线上的最大振幅，如图3中所示的301。

实施例3：

本实施例主要说明当本发明的血压测定方法进入数据采集流程时，中央处理单元使如何根据上述的理论值、压力振荡波形的振幅、单个压力振荡波形的参数变化及与历史测量数据的相关性来进行同一人体测量数据的判断和修正计算系数的。

由于在本发明血压测定装置包括有一个存储器，所述存储器自动保存前若干次测量的压力振荡波形包络线和压力振荡波的上升速率、下降速率和脉动宽度分别求得的平均值和均方差等统计值。

在当前的测量过程中，本发明血压测定装置对当前测量的压力振荡波形序列求得包络线，计算出上升速率、下降速率和脉动宽度的平均值和均方差，并与保存的历史压力振荡波形包络线相比较，通过判断两条压力振荡波形包络线的重合度，即振荡波形最大幅度及其所处位置的压力值，包络线上升斜率和下降斜率，归一化后的偏差；

通过判断所述重合度＝1-[(最大振荡幅度差/两次平均振荡幅度)+(最大振荡幅度对应压力差/两次平均压力)+(包络线上升斜率差/两次平均包络线上升斜率)+(包络线下降斜率差/两次平均包络线下降斜率)]/4的大小来识别出是否同一人体的历史测量数据。

通过对多次存储的数据进行遍历比较，选择出偏差最小，即重合度最好的历史波形数据。如果压力振荡波形的重合度比较高，例如所述重合度大于70％时，且统计参数的偏差在一定范围内，则判断这两次测量对象为同一人体，否则为不同人的测量结果；如果所存储历史数据都不满足同一人体测量数据的判断条件，该次血压测量值以图9所示的流程进行计算，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，本发明血压测定装置首先提取出两压力振荡波形包络线上差异性较大的部分，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，各种分析情况如下：

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，然后依据当前压力振荡波形包络线的振幅大小选择对应的计算系数，并与历史压力振荡波形包络线中依据振幅大小所选定的计算系数相比较；

如果两次测量的计算系数，即收缩压系数和舒张压系数相同，增加当前测量统计参数对收缩压系数的修正，计算出当前的血压值，并将对应的历史压力振荡波形数据更新；

如果两次测量中依据振幅大小所选定的计算系数不同，依据两次测量数据重合度的大小对两次的计算系数进行线性插值修正，即：

修正后计算系数＝历史计算系数+(当前计算系数-历史计算系数)*(1-重合度)；

例如：以0.5收缩压系数计算收缩压的值为150，振荡幅值为48，对应选择的系数为0.58，历史测量数据的振荡幅值为52，对应选择的系数为0.5，两次测量数据的重合度为80％，并判断为同一人体的两次测量，修正后的收缩压计算系数计算公式如下：

修正后的收缩压计算系数＝0.5+(0.58-0.5)*(1-0.8)＝0.52

然后增加当前测量统计参数对收缩压系数的修正，计算出当前的血压值，并将对应的历史压力振荡波形数据更新。

在综合考虑了当前测量结果和历史测量结果，可有效地提高了装置的测量重复性和准确度。

Claims (10)

1.一种血压测定装置，其特征在于：键盘依次连接中央处理单元、充气泵、袖带、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袖带。

2.根据权利要求1所述的血压测定装置，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。

3.根据权利要求1所述的血压测定装置，其特征在于，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。

4.根据权利要求1所述的血压测定装置，其特征在于，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V_OUT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。

5.一种血压测定方法，其特征在于，它包括下列步骤：

第一步骤：准备好所用的血压测定装置，所述的血压测定装置包括中央处理单元、充气泵、袖带、压力传感器、放气阀、放大器、比较电压发生器、电压比较器、PWM发生器和显示器；

第二步骤：利用充气泵充气后，中央处理单元自动识别和调整充气压力值，并根据充气最终压力的大小和压力振荡波形的幅值控制放气速率；

第三步骤：进入检测流程，中央处理单元根据压力振荡波形的幅值，调整压力信号的放大增益，并保存检测到的压力振荡波形序列，然后根据压力振荡幅值和心率，进一步控制放气速率；

第四步骤：进入数据采集流程，中央处理单元根据上述的压力振荡最大幅值的序列，计算出收缩压和舒张压的理论值，根据所述的理论值、压力振荡波形的振幅、单个压力振荡波形的参数变化及与历史测量数据的相关性来修正计算系数，选择、确定补偿系数后，重新计算收缩压和舒张压；

第五步骤：中央处理单元中的存储器保存上述的收缩压和舒张压，显示器输出上述的心率、收缩压和舒张压的信息。

6.根据权利要求5所述的血压测定方法，其特征在于，在所述的数据采集流程中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。

7.根据权利要求5所述的血压测定方法，其特征在于，在所述的数据采集流程中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，自动识别出同一被测人体的测量数据。

8.根据权利要求5所述的血压测定方法，其特征在于，所述单个压力振荡波形的参数包括上升速率、下降速率和波形宽度。

9.根据权利要求5所述的血压测定方法，其特征在于，所述放大增益设定为三档，放大增益分别是0.7、1.0和1.5。

10.根据权利要求5所述的血压测定方法，其特征在于，所述补偿系数包括收缩压补偿系数和舒张压补偿系数；所述收缩压补偿系数的取值范围是0.44～0.59，所述舒张压补偿系数的取值范围是0.55～0.70，依据压力振荡波形的检出情况来确定指定的数值。

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