控制在血压测量设备的可充气的箍带内的压力的装置和方法

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技术领域\n本发明涉及控制在血压测量设备的至少一可充气的箍带、较佳手指箍带内 的压力的装置和方法，该设备设置有体积描记传感装置，在其中得到体积描记 信号PG和箍带压力信号BP。\n背景技术\n以非侵入方法连续监测动脉内的血压多年来是科学家和研究人员所关心 的。早在1942年、R.Wagner在慕尼里就提出了设计成以所谓“血管卸载技术”、 也称为松弛的动脉壁的原理测量动脉桡侧的动脉压力的机械系统(Wagner R. “Methocdik und Ergebnisse fortlaufender Blutdruckschreibung am Menschen”，Leipzig，Georg Thieme Verlag，1942；Wagner R.et al. “Vereinfachtes Verfahren zur fortlaufenden Aufschrift des Blutdruckes beim Menschen”，Zschr.Biol.112，1960)。由J.Penaz在1973年于德累 斯顿市提出的关于非侵入式确定血压的方法(1973在德累斯顿市举行的医学和 生物工程的第十次国际会议的摘要)也使用了动脉卸载技术。由于这技术，第 一次使用电动-气动控制回路可以、不过仅仅在短时期连续记录动脉内血压。 在这方法中，发射光线通过一手指，以及以这一方式通过伺服控制系统将压力 施加于手指，即使所发射的光线显示的原来的脉动流保持不变。\n该方法在原理上是基于下列控制回路：一肢体或含有动脉的人体的一部 分、例如手指、手腕或太阳穴被来自光源的光线照射。通过肢体(例如手指) 的或被肢体或身体部分(例如手腕、太阳穴)中所含有的骨头反射的光线被适 当的光检测器检测，提出关于在身体末端内的血容积的相反的测量(体积描记 信号PG)。在身体末端内血越多，吸收的光线就越多，体积描记信号PG越小。 由差分放大器抑制PG的平均值，将所产生的信号PG输送到控制器单元。在 Penaz的方法中，该控制器具有比例积分微分(PID)特性。由PID控制器所产 生的控制信号被放大和被加到一不变的设定点值(SP)和被传送到伺服或比例 阀，这在箍带中产生压力，它又作用在由光线照射的身体末端上。控制系统通 过施加的压力使体积描记信号PG保持不变。在收缩期间当心泵将更多的血液 送入身体末端时，PG信号显示出减小的趋势，PID控制器增大它的控制信号， 箍带中的压力上升，直至将剩余的血推出身体末端和PG信号返回到它的先前 值。相反，在舒张期间，同时心脏处于它的充填阶段进入身体末端的血流减少， 导致PG信号上升，PID的控制信号减小，引起施加于手指的压力下降。这样保 持体积描记信号不变。依靠保持PG信号和从而保持身体末端中血体积长时期 不变的该控制系统，在动脉内压力和施加的外压力之间的压差(越过壁的压力) 为零。从而外部施加的压力、即箍带压力BP等于在身体末端内的动脉中的压 力。这允许通过压力传感器或压力计间接测量血压。\nPenaz原理的以上叙述假定控制系统是处于“闭环”工作之中。该系统还 能够在“开环”状态下工作，同时PID控制器的控制信号不加到设定点值SP。 此时在箍带中的压力不取决于体积描记信号PG，仅仅由设定点值SP决定。按 照Penaz，SP对应于在身体末端内的平均动脉压力和以PG值的最大动脉为特 征。\n在用于测量血压的许多进一步的过程和装置中已采用了该光-体积描记 方法。EP 0537 383示出了用于非侵入的连续监测血压的可充气的手指箍带。 该箍带的可充气的圆柱形空间气动地连接于流体源。红外线光源和检测器位于 刚性圆柱内的手指的相对侧上。还提供了关于用气体充填该圆柱的阀。用于光 源和检测器的电线通过圆柱壁。美国专利4,510,940号和美国专利4,539,997A 号还示出用于连续的、非侵入的血压测量的装置和方法。提供了充填流体的箍 带、光源、光检测器和压差放大器。从美国专利4,406,289A号可知道关于测 量血压的类似装置。\n从主题是连续的、非侵入性血压测量设备的WO 00/59369，已知比例阀或 者更确切地压力产生系统的改进，并带有用于不同身体末端的压力箍带的许多 变化型式。\n所有已知的方法和装置-虽然部分地提出了关于箍带、比例阀、确定设定 点SP等的显著的改进-与Penaz的原来的测量原理相同都有一情况：用控制 器、例如PID控制器以“闭环”方式工作的较简单的控制系统。Penaz叙述的 控制系统存在关于自动控制工程的一问题。各自带有特定的干扰变量的下列单 独的系统是控制系统的一部分：\n-用压力源(泵)和比例阀产生的压力-泵压和阀泄漏可能变化。\n-压力腔室、箍带和通过身体末端组织对动脉血管的压力传送。\n-由于心脏作用所产生的血流的脉动起伏-这是按照Penaz的原理的箍带 压力所补偿的预期的干扰变量。\n-如果使用的身体末端是手指，动脉血管是所谓的阻力血管。这意味着由 自主性神经系统通过血管壁的平滑肌可以增加(血管舒张)或减小(血管收缩) 动脉的直径-从而血容积。\n-光源和光检测系统。这里的干扰变量是所使用的零件的制造误差和最重 的是环境光线在体积描记号PG上的影响。\n-PG信号的平均值抑制。\n-由于所使用的零件中的振动或由于电的或机械的影响所造成的进一步 干扰。\n即使在开环工作下优化地确定设定点SP，这些因素几乎排除了长时期按照 Penaz原理进行连续的血压测量的可能性。\n在美国专利4,510,940A号中努力克服这些缺点。叙述了长期测量血压的 方法，其中周期地中断闭环工作和在开环工作下重新确定SP。该方法是一拆衷 方案和具有下列缺点：在周期的寻找优化的SP期间不检测血压波动。\n发明内容\n本发明的宗旨是在最初叙述的方法和装置的基础上提出一改进的控制过 程和执行该过程的用于测量血压的一相应设备，其中得到了体积描记信号PG 和箍带压力信号BP。尤其，保证长期间接地连续地测量血压。\n本发明通过以下步骤实现该目标：\na)使用在一第一内控制环中的箍带压力信号SP作为控制变量，将它作为 一第一输入信号输送进入差分放大器，\nb)用被抑制的平均值PG将体积描记信号PG传送进入在一第二外控制环中 的控制器、较佳地PID控制器，相加到一设定点信号SP和产生目标记号SW， 将该目标记号作为一第二输入信号送入差分放大器，以及\nc)通过使用差分放大器的输出信号AS控制连接于压力源的至少一阀、即 较佳比例阀，依次调节箍带中的压力。\n用于控制具有关于获得体积描记信号PG的体积描记传感装置和关于获得 环套压力信号BP的压力传感器的血压测量设备的至少一可充气的环套、较佳 地手指环套内的压力的装置的特征在于：提供作用在差分放大器上的两个控制 回路，其中第一、内控制回路使用环套压力信号作为一第一控制变量，其中第 二、外控制回路设置有一控制器、较佳地PID控制器，该控制器从体积描记信 号PG产生目标变量SW作为一第二控制变量，其中差分放大器的输出控制连接 于压力源的至少一阀、即较佳地比例阀，从而调节环套内的压力。第二控制回 路设置有已知设计的差分放大器，该放大器从它的平均值PG减去体积描记信号 PG，以及用求和单元相加一设定点信号SP。\n本发明叙述了新颖的控制过程，它将允许长期间接地测量连续的血压。该 控制过程能够体现为一电子线路或它可以在具有程序和数据存储能力的计算 机上实现。外围控制回路可以优化地以程序形式在计算机上实现，包含关于压 力产生系统或者关于产生光和光检测系统的驱动器的迅速的、内控制回路较佳 地体现为一电子电路。在本发明的范围内将不要求在软件和电子电路之间的精 确区分。\n所提出的控制过程的基本原理在于提供了特定的控制回路，该回路较佳地 是集中的，用于整个控制系统的精确形成的暂时的性能和参数(快速的压力上 升和下降、在一心脏周期上越壁压力的补偿、中期波动、长期漂移)。在该情 况下集中的意味着内控制回路与控制系统的某一暂时性能或参数有关和将关 于这暂时性能的理想状态提供到直接跟随的外控制回路。这直接跟随的外回路 可以用作为对于又一外回路的内回路。优先地，该内回路承担快速控制任务， 同时外回路负责整个控制系统的长期稳定性。而且，可以提供用于某特定量(例 如环套压力、光检测系统、平均值抑制等)的专用控制回路，并带有对于相应 的干扰变量优化的控制参数。在以上解释的意义上这些控制回路不需要一定是 集中的。\n附图说明\n现在将参照附图详细解释本发明，在附图中：\n图1示意地示出了按照本发明的关于用两个控制回路控制血压测量设备的 可充气的箍带内的压力的装置，\n图2示出了带有附加的控制回路的如图1所示的装置的延伸的变化型式，\n图3示出了带有可充气的环套的单独的入口和出口阀的本发明的一变化型 式，\n图4示出了本发明的又一变化型式中的电路细节。\n具体实施方式\n图1示出了关于控制在此没有进一步示出的血压测量设备的可充气的手指 箍带内的压力的装置。该控制系统包括一第一内控制回路1，该回路从一第二外 控制回路2接受目标信号SW。内控制回路1包括差分放大器10(较佳地运算放 大器)、从压力源例如泵4接受压力的比例阀3、连接于箍带6的压力腔室5、 以及将压力腔室5内或箍带6内产生的压力转化为正比于箍带压力的电信号BP 的压力传感器7。将代表身体末端E内的动脉中压力的该电信号BP输送到差分 放大器10，从而闭合第一内控制回路。差分放大器10以这样一方式调节它的 输出电压AS，即在它的正输入和它的负输出之间的电压趋于零。差分放大器 10以这样一方式通过比例阀调节箍带6内的压力，即压力传感器7所产生的电 压等于目标值SW。第二外控制回路2供应对应于在身体末端(例如手指)E处 的实际压力的目标值SW，它必须保持体积描记传感装置8、9的体积描记信号 PG不变。此时外控制回路2不再对包括比例阀3、泵4、压力腔室5、箍带6 和压力传感器或压力计7的压力产生系统的特定性能负责，以及基本上包括体 积描记传感装置、即光源8(较佳地发光二极管)和以已知方式确定在E内的血 体积的光检测器9(较佳地光电二极管)、以及从它的平均值PG减去信号PG的 差分放大器11和能够调节它的控制参数、比例放大系数P、积分放大系统I和 /或差分放大系数D的控制器12。通过求和单元13闭合外控制回路2，该求和 单元将被控制的信号加到预定的设定点信号SP上，从而对内控制回路1提供 目标值SW。\n图1示出的本发明的控制过程的简单的原理图示出了与最初叙述的方法比 较具有的下列优点：对于快速的压力变化优化了内控制回路1，同时将外控制回 路2专用于体积描记信号PG的补偿。从而对于它们各自的任务可以优化各控 制回路的参数。后面将详细叙述的一进一步的差别是这实际情况：在开和闭环 工作之间没有显著的区别。在本发明的过程中，如果PID控制器12的回路放 大系数P、I和D被设定为零，就提供开环工作。对于这些参数的所有其它设 定，就闭合控制回路2。\n如果系统的长期变化将被补偿，可以添加各自负责特定任务的进一步的诸 控制回路。在血压记录(闭环工作)期间补偿某些随时间的变化(血压中的缓 慢的中期至长期漂移、但是也较快变化)的控制回路较佳地被设计为上述意义 上的集中的回路。用于形成关于测量本身的某些初始状态(关于SP、P、I和D 的初始值、光检测系统的设定、PG的平均值抑制等)的控制回路或过程不一定 必须是集中的。\n图2示出在图1所示的基本设计的基础上的两控制回路1和2的可行的进 一步发展。在此示出的控制回路16至21不需要全部示出和它的顺序可以改变。 提出了图2的示意图形，以示出具有与现有技术状态比较为新颖特征的集中控 制回路的基本原理。较佳地，从整体来看较频繁地作用在该系统上的和因此负 责较快变化的控制回路应该被设计为回环。\n如在图1中所示的带有回路1和2的控制系统在图2中表示为中央控制系 统14和具有输入参数SP、PG、P、I和D以及输出参数BP和PG。在这中央控 制系统14周围可以使用进一步的集中控制器，而不需要如在美国专利 4,510,940A号中的情况那样为了确定在开环工作下的新初始条件而中断测量。 在上述美国专利4,539,997A号中，还以纯外形方式提到了一第一和第二控制 回路，但与本发明比较，这意味着仅仅是带有PID控制器的已知的闭合的控制 回路和没有控制器的开放的控制回路。\n本发明提出将箍带压力信号BP输送到一收缩/舒张检测器，利用它的输出 信号作为在以下将叙述的控制回路3至8的至少一个中的控制变量。由这检测 器供应对于某些控制回路所要求的血压的收缩或舒张的时刻。\n本发明例如还提供在一第三控制回路(平均值校正16)中体积描记信号 PG的平均值PG被确定和连续地被校正为第二控制回路的输入信号。该控制器 确定PG的平均值，如果需要，还在第二控制回路的PG输入处调节它。\n在本发明的又一研发中，在一第四控制回路(放大系数控制17)中利用体 积描记信号PG和箍带压力信号BP优化放大系数P、I和/或D，这些系数被连 续地校正为对PID控制器12的输入。该控制回路专用于监测，如果需要，还 校正第二控制回路的回路放大系数P、I和D。为此在环套压力信号BP和体积 描记信号PG之间的比例被连续地监控和优化。\n在本发明的一优越的变化型式中，依据体积描记信号PG的积分在一第五 控制回路18中再调节设定点信号SP。其中在两个舒张之间的时期内计算PG的 积分。尽管连续补偿，一小的PG信号总是存在成为一驱动信号，能够计算它 的积分。由于整个系统的控制系统要求通过施加的压力使体积描记信号PG保 持不变，PG对时间、即在一心脏周期上的积分也必须不变。如果不是这情况， 控制回路18将在系统上作用，以及将通过改变改变设定点SP变更施加的压力。\n在本发明的又一研发中，在例如体积描记信号PG和箍带压力信号BP的幅 值、平均值、波形等的所得出的数值的基础上使用模糊逻辑法在一第六控制回 路(模糊控制回路19)内再调节设定点信号SP。通过收缩/舒张检测器15进 行区分，模糊控制器19将诸新的心脏周期与以前的诸心脏周期比较。在此监 测信号BP和PG。按照模糊逻辑，例如可以明确表达以下的模糊直观推断：\n-BP、PG分别(强烈地)增大/减小，因此向上/向下调节SP，\n-平均压力对压力幅值的比较变得较大/较小，因此向上/向下调节SP，\n-平均压力对舒张压的比值变得较大/较小，因此向上/向下调节SP，\n-等等。\n按照本发明依据箍带压力信号BP的脉冲的波形在一第七控制回路20内再 调节设定点信号SP。控制器20“波形控制”也将收缩/舒张检测器15划分的 诸新的心脏周期与以前诸心脏周期比较，箍带压力信号BP的形状被监测和与 以前诸心脏周期的脉冲波形比较。如众所周知那样，脉冲波形在病人之间是不 同的，每个病人都有特征波形，如像他有特征的手指指纹那样。脉冲波形取决 于大和小血管的状态和随着年岁可以改变，但不是在血压测量期间。还可以将 这性能用于控制箍带压力。如果脉冲波形随时间变化，生理上的血管收缩或血 管舒张或许已发生，必须分别地再调节设定点、设定点信号SP。\n最后，可以使用神经网络、自回归模式或自教导模式用于在一第八控制回 路21中再调节设定点信号。\n求和单元22(图2)将由各控制回路16至17所提供的诸设定点SP的变 化相加，通过第二控制回路2(图1)的SP-输入再调节提供到身体末端E的压 力。\n图3示出了本发明的一实施例，其中差分放大器10通过同相放大器单元 23控制连接于压力源4的入口阀25和通过倒相放大器单元24控制出口阀27， 这些阀较佳地是压力连接于可充气的箍带6的比例阀。代替一个比例阀3(如在 图1中所示)，在该情况中使用两个单独的阀，一个用于压力上升，一个用于 压力下降。在以上所述的WO 00/59369 A2中叙述了该结构的优点，不过没有 使用多个控制回路。\n在图3中所示的提供目标值SW的另一控制回路1包括起控制器作用的差 分放大器10(较佳地为运算放大器)。差分放大器10的输出电压驱动同相放大 器单元23和倒相放大器单元24。该两单元的绝对的放大系数是相等的，从而 一个单元的输出电压等于另一个的负的电压。\nU1＝-U2。\n放大器单元23控制比例入口阀25，该入口阀在一侧上通过压力补偿管26 连接于泵4。该入口阀25控制进入压力连接于箍带6的压力腔室5的入口压力。 放大器单元24控制在一侧上连接于压力腔室5的比例出口阀27。该出口阀27 控制克服通常的大气压力的压力腔室5的出口压力。如果差分放大器10的输 出电压上升，同相放大器单元23的输出电压将上升和倒相放大器单元24的输 出电压将下降相同的数量。从而入口阀25会被打开和出口阀27会被关闭相同 的程度。箍带6内的压力将迅速上升。如果差分放大器10的输出电压下降， 将发生相反的情况。通过倒相放大器单元24出口阀27将被打开和通过同相放 大器单元23入口阀25将被关闭相同的量，引起压力腔室5内和箍带6内的压 力下降。压力传感器或压力计7将压力腔室5内产生的压力转变成箍带压力信 号BP，箍带压力信号正比于该压力和被输送到差分放大器10，从而闭合第一 控制回路。理想地差分放大器10以这样一方式调节它的输出电压，即在它的 +输入和它的-输入之间的电压趋于零。差分放大器10以这样一方式通过放大 器单元23和24操纵入口阀25和出口阀27，即压力传感器7产生的电压等于 目标值SW。\n图3所示的电路有利地还用非线性阀25和27工作，甚至用快速数字on/off 开关阀。按照本发明，差分放大器10可以被设计为比较器，该比较器驱动调 节箍带6内的压力的至少一个数字开关阀。在该情况中的比较器起到带有最大 放大系数(没有放大系数反馈)的运算放大器的作用。比较器10将SW与BP 比较。如果BP小于SW，那么输出电压大致等于正的工作电压，通过放大器单 元23入口阀25完全被打开，通过放大器单元24出口阀27完全被关闭。压力 腔室5内产生的压力上升，直至BP大于SW。从而差分放大器(比较器)10的 输出电压大致等于负的工作电压，入口阀25被完全关闭，同时出口阀27完全 打开。压力腔室5内产生的压力下降。如果SW和BP大致相等，在差分放大器 (比较器)10的输出处将产生带有脉冲/空白比为50％的矩形脉冲链。从而在 差分放大器(比较器)10的输出处产生的矩形脉冲链的脉冲/空白比中包含了 关于压力下降或上升的信息。关于该系统发挥作用的先决条件是反应比有一定 惯性为特征的箍带6内的压力变化更快的充分快的开关阀(较佳地压电阀)。\n在图1至3中所示的控制回路在连续的血压测量(闭环工作)期间全部起 作用。为了保证正确的工作必须建立精确形成的初始状态-如关于大部分控制 回路的情况那样。较佳地在测量之前确定初始状态。这在开环或闭环工作中进 行是不重要的。\n比较上述的现有技术的方法，如果找到优化的体积描记信号PG那么在本 发明中会是很优越的。因此，本发明提出体积描记传感器8、9配备装置28、 40、41用于从体积描记信号PG消除杂光、尤其环境光，还提供电路33至38， 用于控制体积描记传感器的光源8的电压或电流。\n图4示出了产生优化的PG信号的控制系统的可行的变化型式。该系统的 消除环境光的那部分是集中的控制回路，但是由于它形成初始值，不是设置优 化的发光二极管电流(光源8)的部分。\n由计时器单元28控制光源8、发光二极管，计时器单元产生三个同步的矩 形脉冲链。信号“LED”29脉动地驱动发光二极管8。当信号“LED”29处于 HIGH，发光二极管8被接通。在图4中所示的50％的脉冲/空白比不是必不可少 的，其它比例也是可行的。计时器28还产生信号“SHlight”30(取样和保持)， 就在发光二极管8被断电之前该信号为HIGH。就在发光二极管8被接通之前也 由计时器产生的信号“SHdark”31是HIGH。\n信号29通过开关32接通发光二极管8。发光二极管控制单元33能够改变 发光二极管8的电流，从而改发光强度。能够利用开关34和35驱动与限制电 流的电阻36平行的分流电阻37和38，从而能够增大通过发光二极管8的总电 流。\n通过身体末端E照射的光线由光电二极管9检测和由放大器39放大。随 着发光二极管8被接通和断电，所检测的光信号将脉动。但是，即使发光二极 管8被断电时，也将检测到微弱的光信号，这是因为环境光也将通过身体末端 E和在光电二极管9处产生信号。为了避免通过使发光二极管8接通和断电引 起的暂态过程，现在将不考虑就在开关发光二极管8之前的时间。就在接通发 光二极管8之前-发光二极管仍就是暗的-光电二极管9所产生的信号仅仅取 决于环境光。另方面，就在使发光二极管8断电之前-发光二极管8仍旧发光 -光电二极管9内产生的信号将取决于发光二极管的光加上环境光。由计时器 28和它的信号“SHlight”30和“SHdark”31限定这些时刻。光电二极管9的放大 的光信号被输送到取样和保持单元40以及由信号“SHlight”30和“SHdark”31解 调。在取样和保持单元40的输出端处产生亮和暗信号。如果在差分放大器40 中计算这两信号的差异，其结果是仅仅取决于发光二极管8的光强度的光信号 与环境光影响无关。\n所产生的光信号具有主要的DC成分和附加的较小的信号PG，该信号PG是 对应于由于心脏的作用所造成的血体积的脉动变化的所需的体积描记信号。PG -信号PG的DC成分或更确切地说平均值和血压测量无关，但是一干扰，因此 必须被抑制。但是PG取决于为测量所选择的身体末端E，以及在病人之间有很 大的不同。按照本发明，因此控制系统装备有装置42至47，用于计算关于体 积描记信号的平均值PG的起始值。在每次进行测量之前必须可靠地进行平均值 校正和按以下方法进行：\n由差分放大器11进行平均值校正，该差分放大器预先装有某平均值PG作 为初始值。差分放大器11通过从预供给的平均值PG减去已经从其去除了环境 光的光信号产生PG信号。差分放大器11不仅执行平均值校正，而且放大和转 换PG信号，然后将该信号送入比较电路。比较电路包括上比较器42、下比较 器43和带有电阻44、45、46的电压分配器，这些电阻形成了诸阈值。如果差 分放大器11所产生的PG信号超过了上比较器42的阈值，这表明预提供的平 均值PG被选择得太高。将这连通到PG控制单元47，该单元减小平均值PG， 直至PG信号低于上比较器42的阈值。另方面，如果差分放大器11所产生的 PG信号小于下比较器43的阈值，那么预提供的平均值太小。在这情况下PG控 制单元47将增大平均值PG，直至PG信号位于下比较器43的阈值之上。\n图4所示的控制系统还包含峰值检测器48，用于确定、如众所周知的那样、 在箍带6内的压力BP大致等于平均血压时产生的PG信号的最大幅值。从而可 以利用峰值检测器48寻找平均血压。为此变化在箍带6内的压力BP，直至发 生PG信号的最大幅值。由PG信号的最大幅值还取决于各病人的身体末端E的 性能，因此此时估计该最大幅值。如果该幅值太小，那么指示发光二极管控制 单元33加大电流，从而增加发光二极管8的发光强度。相反，如果PG信号的 最大幅值太大，那么指示发光二极管控制单元33减小通过发光二极管8的电 流。\n当已找出PG信号的幅值处于它的最大值时的箍带压力BP时，能够确定关 于发光二极管8的优化电流-如以上所述-可以通过上述比较电路42-47以 优化方式从PG信号中去除干扰的平均值PG。所得到的压力也对应于设定点SP 的优化初始值，这是因为对于被设置为零的控制放大系数P、I和D压力BP的 变化主要受SP中的变化的影响。\n最后本发明提出了用于计算关于设定点信号或设定点SP的初始值的一方 法。\n为了确定优化的设定点值SP，较佳地使用以下过程：在\n1.以这一方式由SP的变化改变箍带6内的压力，即峰值检测器48已找到 了PG信号的最大幅值，以及\n2.已找到关于发光二极管8的优化电流，以及\n3.已优化地从PG信号去除了干扰的平均值PG 之后，放大系数控制单元17(图2)从PG信号的最大幅值计算P、I和D和关闭 控制回路2。箍带6内的压力开始脉动和按照所强加的控制条件使PG信号保持 不变。此时再次改变SP。收缩/舒张检测器15区分每个心脏周期，将它与相应 SP关联，以致可以估计确定优化的SP。为了估计，对于每个不同的SP使用一 典型的心脏周期。为了估计可以使用以下标准：BP的幅值、平均压力对压力幅 值的比值、平均压力对舒张压力的比值、压力上升或减小、暂时相关关系等。 按照控制回路19中的模糊逻辑，可以正式提出以下模糊标准和因此可以估计 心搏或心脏周期：\n-所考虑的心脏周期的BP幅值是在最大BP幅值的范围内\n-平均压力对压力幅值的比值处在生理范围之内\n-平均压力对舒张压力的比值处在生理范围之内\n-压力上升和压力下降处在生理范围之内\n-暂时相互关系处在生理范围之内\n-等等。\n按照这些模糊标准，例如通过使用简单的评分系统可以估计各心脏周期。 带有最好评分的心脏周期具有优化的SP，通过使用优化的SPs的平均值分解联 系。以这方式可以找到设定点或设定点信号SP的优化初始值，并将该初始值 连通到所有集中的控制回路。由于已经确定了控制回路、SP、PG、P、I、D和 优化的发光二极管电流，因此现在可以开始测量。此时监测这些值，如果需要， 通过所有的集中控制器再调节这些值，以及可以进行血压的长期连续测量。