一种无创血压测量装置

1.一种无创血压测量装置，包括主机与加压绑带，所述主机设有与气压传感器连接的微处理器，所述加压绑带是带气管的充气囊状绑带，与所述气压传感器连接，绑定在充气后可完全阻断被测者动脉血液流动的肢体部位，其特征在于：
设有脉搏波探测头，所述脉搏波探测头固定在所述加压绑带按动脉血液流动方向的下游部位，并与所述主机连接，用于探测脉搏波的变化信息，实时传感由加压绑带的压力变化而产生的血液流动脉冲的变化；
所述微处理器基于测量脉搏波在收缩压附近的幅度基本呈线性变化，对所述脉搏波探测头探测的从零缓慢增大过程中若干个脉搏波幅度及其相对应的加压绑带压力进行实时处理，确定收缩压；所述微处理器基于测量脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间特性，对脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间从有变化至相对不变过程中若干个脉冲延迟时间及其相对应的加压绑带压力进行实时处理，确定舒张压；
所述主机还包括分别与微处理器连接的脉搏波信号处理电路、气压信号处理电路、充气泵电机控制电路、放气电磁阀控制电路、人机交互界面、充气泵、小孔放气阀、放气电磁阀，所述脉搏波信号处理电路与所述脉搏波探测头连接，所述气压信号处理电路的输入端与所述气压传感器输出端连接，所述充气泵电机控制电路与所述充气泵的电机连接，所述放气电磁阀控制电路与所述放气电磁阀连接；
所述脉搏波信号处理电路包括脉搏波信号放大器、以及输入端与脉搏波信号放大器连接而输出端与所述微处理器连接或集成在微处理器内的脉搏波信号模数转换器；
所述气压信号处理电路包括设置在主机内的气压传感器、与气压传感器连接的气压信号放大器，以及输入端与气压信号放大器连接而输出端与所述微处理器连接或集成在微处理器内的气压信号模数转换器；
所述主机还包括分别与脉搏波探测头、加压绑带连接的脉搏波探测头插口、加压绑带插口，所述脉搏波探测头插口与所述脉搏波信号处理电路的输入端连接，所述加压绑带插口与所述气压传感器的输入端连接；
所述气压信号放大器是由气压信号交流放大器和气压信号直流放大器组成的双路并行的气压信号放大器，所述气压信号交流放大器用于放大表征加压绑带内气压在血液流动脉冲作用下波动信息的交流气压信号，所述气压信号直流放大器用于放大表征加压绑带内气压信息的直流气压信号。
2.如权利要求1所述的无创血压测量装置，其特征在于：
所述脉搏波探测头是压力感应式脉搏波探测头和光电感应式脉搏波探测头中的一种。

一种无创血压测量装置\n技术领域\n[0001] 本发明涉及血压测量，特别是涉及一种无创血压测量装置及其测量方法。 背景技术\n[0002] 血压是人体最主要的医学基本参数之一。无创血压测量是最常用的血压检查方法，包括汞柱血压计采用的柯氏音听诊法和大多电子血压计采用的示波法。柯氏音听诊法测量简单，缺点是不同的人可能测出不同的结果，有时差别较大，主要原因是：1)心脏搏动具有非连续性，导致两次心跳间汞柱下降高度存在难以避免的误差；2)血液流动细微时不一定产生柯氏音，导致听音时不能辨别特征音的出现时间；3)听音时观察水银压力计汞柱变化的反应不一，且读数时存在视觉误差；4)听音时对特征音出现时间的辨别有差异，与技巧和熟练程度相关；5)释压放气速度容易偏离国际标准3～5mmHg/秒，形成误差。示波法是比较先进的电子测量方法，由于是依据平均压和经验系数估计收缩压和舒张压，个体差异比较大；心脏搏动具有非连续性，也导致两次心跳间气囊压力下降值存在难以避免的误差；身体运动、袖带振动、气管振动、气管的刚性以及释压放气速度都会影响测量结果的准确性。 \n发明内容\n[0003] 本发明所要解决的一个技术问题是弥补上述现有技术的缺陷，提供一种改进的无创血压测量装置。 \n[0004] 本发明所要解决的另一个技术问题是弥补上述现有技术的缺陷，提供一种改进的无创血压测量方法。 \n[0005] 本发明基于探测脉搏波的变化信息以无创确定血压中的收缩压和舒张压。所述脉搏波是主动脉根部周期性的扩张和收缩通过血管壁向外周传播所产生的波动，所述主动脉根部周期性的扩张和收缩与心脏周期性的收缩和扩张同步。 \n[0006] 本发明的无创血压测量装置技术问题通过以下技术方案予以解决。 [0007] 这种无创血压测量装置，包括主机与加压绑带，所述主机设有与气压传感器连接的微处理器，所述加压绑带是带气管的充气囊状绑带，与所述气压传感器连接，绑定在充气后可完全阻断被测者动脉血液流动的肢体部位。 \n[0008] 这种无创血压测量装置的特点是： \n[0009] 设有脉搏波探测头，所述脉搏波探测头固定在所述加压绑带按动脉血液流动方向的下游部位，并与所述主机连接，用于探测脉搏波的变化信息，实时传感由加压绑带的压力变化而产生的血液流动脉冲的变化。 \n[0010] 所述微处理器基于测量脉搏波在收缩压附近的幅度基本呈线性变化，对所述脉搏波探测头探测的从零缓慢增大过程中若干个脉搏波幅度及其相对应的加压绑带压力进行实时处理，确定收缩压；所述微处理器基于测量脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间特性，对脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间从有变化至相对不变过程中若干个脉冲延迟时间及其相对应的加压绑带压力进行实时处理，确定舒张压。 [0011] 本发明的无创血压测量装置技术问题通过以下进一步的技术方案予以解决。 [0012] 所述脉搏波探测头是压力感应式脉搏波探测头和光电感应式脉搏波探测头中的一种。 \n[0013] 所述主机还包括分别与微处理器连接的脉搏波信号处理电路、气压信号处理电路、充气泵电机控制电路、放气电磁阀控制电路、人机交互界面、充气泵、小孔放气阀、放气电磁阀，所述脉搏波信号处理电路与所述脉搏波探测头连接，所述气压信号处理电路的输入端与所述气压传感器输出端连接，所述气压传感器输出端与所述气压信号处理电路的输入端连接，所述充气泵电机控制电路与所述充气泵的电机连接，所述放气电磁阀控制电路与所述放气电磁阀连接。 \n[0014] 所述脉搏波信号处理电路包括脉搏波信号放大器、以及输入端与脉搏波信号放大器连接而输出端与所述微处理器连接或集成在微处理器内的脉搏波信号模数转换器(Analog-to-Digital Converter，缩略词为ADC)。 \n[0015] 所述气压信号处理电路包括设置在主机内的气压传感器、与气压传感器连接的气压信号放大器，以及输入端与气压信号放大器连接而输出端与 所述微处理器连接或集成在微处理器内的气压信号ADC。 \n[0016] 所述主机还包括分别与脉搏波探测头、加压绑带连接的脉搏波探测头插口、加压绑带插口，所述脉搏波探测头插口与所述脉搏波信号处理电路的输入端连接，所述加压绑带插口与所述气压传感器的输入端连接。 \n[0017] 本发明的无创血压测量装置技术问题通过以下再进一步的技术方案予以解决。 [0018] 所述气压信号放大器是由气压信号交流放大器和气压信号直流放大器组成的双路并行的气压信号放大器，所述气压信号交流放大器用于放大表征加压绑带内气压在血液流动脉冲作用下波动信息的交流气压信号，所述气压信号直流放大器用于放大表征加压绑带内气压信息的直流气压信号。 \n[0019] 所述气压信号ADC包括输入端分别与气压信号交流放大器、气压信号直流放大器连接而输出端与所述微处理器连接或集成在微处理器内的气压交流信号ADC、气压直流信号ADC。 \n[0020] 所述压力感应式脉搏波探测头包括压力感应片、与所述压力感应片连接的脉搏波信号引线，所述探测头的外表面设有缓冲垫。当感应式脉搏波探测头放置于动脉血管体表时，由于动脉血管的周期性波动，引起体表皮肤周期性的起伏，并通过缓冲垫挤压压力感应片，导致压力感应片产生周期性的压电信号，或导致压力感应片产生周期性的电阻变化。所述光电感应式脉搏波探测头包括光发射器和光接收器、与所述光发射器连接的电源及光发射信号引线、与所述光接收器连接的电源及光接收信号引线。当光电式脉搏波探测头放置于动脉血管体表时，由于动脉血管的周期性波动，引起被探测部位对光电感应式探测头中光发射器所发射的光线吸收程度的周期性的变化，通过光电感应式探测头中光接收器对经血液流动吸收后的散射光或透射光进行探测，即可得到与动脉血液流动脉冲相对应的电信号脉冲。 \n[0021] 所述人机交互界面是包括键盘、显示器的人机交互界面。 \n[0022] 本发明的无创血压测量方法技术问题通过以下技术方案予以解决。 [0023] 这种无创血压测量方法，依次有以下步骤： \n[0024] 依次有以下步骤： \n[0025] 1)将加压绑带绑定在充气后可完全阻断被测者动脉血液流动的肢体部 位，再将脉搏波探测头固定在加压绑带按动脉血液流动方向的下游部位； \n[0026] 2)按下主机键盘的启动键，充气泵电机接通电源，开始向加压绑带充气，加压绑带压力从零缓慢增大，直至脉搏波探测头信号输出为零，即动脉血液流动被完全阻断后，充气泵电机切断电源，停止充气； \n[0027] 3)放气电磁阀关闭状态下，通过小孔放气阀缓慢放气，加压绑带压力缓慢下降，脉搏波探测头信号从零缓慢增大，直至加压绑带压力小于舒张压，在此过程中，气压交流信号及脉搏波探测头信号分别经放大、模数转换后进入微处理器记录并分析处理； [0028] 所述微处理器基于测量脉搏波在收缩压附近的幅度基本呈线性变化，对脉搏波探测头探测的从零缓慢增大过程中若干个脉搏波幅度及其相对应的加压绑带压力进行实时处理，确定收缩压； \n[0029] 所述微处理器基于测量脉搏波在舒张压附近的与相对应的气压交流信号之间延迟时间特性，对脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间从有变化至相对不变过程中若干个脉冲延迟时间及其相对应的加压绑带压力进行实时处理，确定舒张压； [0030] 4)打开放气电磁阀，快速放气，充气囊压力快速下降至零，显示屏显示收缩压与舒张压的测量结果； \n[0031] 5)按下主机键盘的关闭电源键，结束测量。 \n[0032] 本发明的无创血压测量方法技术问题通过以下进一步的技术方案予以解决。 [0033] 所述步骤3)由以下关系式确定收缩压： \n[0034] Pss0＝(H2×Pss1-H1×Pss2)/(H2-H1)；……(1) \n[0035] 式(1)中： \n[0036] Pss0是精确的收缩压，当加压绑带压力为Pss0时，血液流动刚好由完全被阻断状态转变为逐渐恢复流动状态，此时脉搏波幅度H0为零； \n[0037] H2是加压绑带压力为Pss2时的脉搏波幅度； \n[0038] H1是加压绑带压力为Pss1时的脉搏波幅度。 \n[0039] 所述收缩压的关系式基于加压绑带压力变化时收缩压附近的脉搏波幅度基本呈线性变化，即： \n[0040] (Pss2-Pss0):H2＝(Pss1-Pss0):H1。……(2) \n[0041] 关系式(1)与关系式(2)等同，只是形式演变。 \n[0042] 所述步骤3)由以下步骤确定舒张压： \n[0043] 3·1)测量出在舒张压附近至少连续五点数据组成的，脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间特性曲线，其中有至少连续三点的数据的加压绑带压力、脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间基本呈线性变化，关系曲线为斜线，以下关系式成立： [0044] (Psz3-Psz0):T3＝(Psz2-Psz0):T2＝(Psz1-Psz0):T1；……(3) [0045] 还有至少连续两点的数据的加压绑带压力、脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间基本呈为一固定值，关系曲线为水平线，以下关系式成立： \n[0046] Psz0＞PszA＞PszB；……(4) \n[0047] T0＝(TA+TB)/2； ……(5) \n[0048] 3·2)由时间特性曲线中的斜线与水平线的交点确定舒张压 \n[0049] 式(3)、(4)中： \n[0050] Psz0是精确的舒张压，此点是上述斜线与水平线的交点； \n[0051] 式(5)中： \n[0052] T0是精确的舒张压点延迟时间。 \n[0053] 本发明的无创血压测量方法技术问题通过以下再进一步的技术方案予以解决。 [0054] 所述充气后可阻断被测者动脉血液流动的肢体部位，包括肘部位、腕部位、指部位、腿部位和踝部位。 \n[0055] 本发明与现有技术对比的有益效果是： \n[0056] 本发明将非连续事件转变为连续测量，一方面基于测量脉搏波在收缩压附近的幅度基本呈线性变化，替代判断柯氏音从无到有的过程，避免了由心脏搏动的非连续性造成的不可避免的可能误差，可以准确无创测量血压中的收缩压；另一方面基于测量脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间在舒张压附近的时间特性，替代判断柯氏音从有到无的过程，也避免了由心脏搏动非连续性造成的不可避免的可能误差，可以准确无创测量血压中的舒张压。 \n附图说明\n[0057] 图1是本发明具体实施方式的使用状态图； \n[0058] 图2是图1的主机组成方框图； \n[0059] 图3是本发明具体实施方式的加压绑带压力变化时，收缩压附近脉搏波幅度基本呈线性变化的示意图； \n[0060] 图4是本发明具体实施方式的加压绑带压力变化时，舒张压前后脉搏波延迟时间变化的示意图。 \n具体实施方式\n[0061] 下面结合具体实施方式并对照附图对本发明进行说明。 \n[0062] 一种如附图1～4所示的无创血压测量仪及其测量方法，包括主机1，以及分别与主机连接的加压绑带2、压力感应式脉搏波探测头3。加压绑带2是带气管的充气囊状绑带，绑定在充气后可完全阻断被测者肘动脉血液流动，并与主机1上的加压绑带插口连接，压力感应式脉搏波探测头3固定在加压绑带按动脉血液流动方向的下游部位，并与主机1上的脉搏波探测头插口连接。压力感应式脉搏波探测头3用于探测脉搏波的变化信息，实时传感由加压绑带2的压力变化而产生的血液流动脉冲的变化。 \n[0063] 主机1包括微处理器、分别与微处理器连接的脉搏波信号处理电路、气压信号处理电路、充气泵电机控制电路、放气电磁阀控制电路、人机交互界面、气压传感器、充气泵、小孔放气阀、放气电磁阀，以及分别与脉搏波探测头3、加压绑带2连接的脉搏波探测头插口、加压绑带插口。脉搏波探测头插口与脉搏波信号处理电路的输入端连接，加压绑带插口与气压传感器连接，气压传感器输出端与气压信号处理电路的输入端连接，充气泵的电机与充气泵电机控制电路连接，放气电磁阀与放气电磁阀控制电路连接。 [0064] 脉搏波信号处理电路包括脉搏波信号放大器、以及输入端与脉搏波信号放大器连接而输出端与微处理器连接的脉搏波信号ADC，脉搏波信号ADC集成在微处理器内。 [0065] 气压信号处理电路包括设置在主机1内的气压传感器、与气压传感器连接的气压信号放大器，以及输入端与气压信号放大器连接而输出端与微处理器连接的气压信号ADC，气压信号ADC集成在微处理器内。 \n[0066] 气压信号放大器是由气压信号交流放大器和气压信号直流放大器组成的双路并行的气压信号放大器，气压信号交流放大器用于放大表征加压绑带内气压在血液流动脉冲作用下波动信息的交流气压信号，气压信号直流放大器用于放大表征加压绑带内气压信息的直流气压信号。 \n[0067] 气压信号ADC包括输入端分别与气压信号交流放大器、气压信号直流放大器连接而输出端与微处理器连接的气压交流信号ADC、气压直流信号ADC。 \n[0068] 人机交互界面是包括键盘、显示器的人机交互界面。 \n[0069] 本具体实施方式的无创血压测量仪的测量方法，依次有以下步骤： [0070] 依次有以下步骤： \n[0071] 1)将加压绑带2绑定在充气后可完全阻断被测者动脉血液流动的肢体部位，并与加压绑带插口连接；再将压力感应式脉搏波探测头3固定在加压绑带2按动脉血液流动方向的下游部位，并与压力感应式脉搏波探测头插口连接； \n[0072] 2)按下主机1键盘的启动键，充气泵电机接通电源，开始向加压绑带2充气，加压绑带2压力从零缓慢增大，直至压力感应式脉搏波探测头3信号输出为零即动脉血液流动被完全阻断后，充气泵电机切断电源，停止充气； \n[0073] 3)放气电磁阀关闭状态下，通过小孔放气阀缓慢放气，加压绑带2压力缓慢下降，压力感应式脉搏波探测头3信号从零缓慢增大，直至加压绑带2压力小于舒张压，在此过程中，气压脉动信号及压力感应式脉搏波探测头3信号分别经放大、模数转换后进入微处理器记录并分析处理； \n[0074] 微处理器基于测量脉搏波在收缩压附近的幅度基本呈线性变化，对脉搏波探测头探测的从零缓慢增大过程中若干个脉搏波幅度及其相对应的加压绑带压力进行实时处理，由以下关系式确定收缩压： \n[0075] Pss0＝(H2×Pss1-H1×Pss2)/(H2-H1)；……(1) \n[0076] 式(1)中： \n[0077] Pss0是精确的收缩压，当加压绑带压力为Pss0时，血液流动刚好由完全被阻断状态转变为逐渐恢复流动状态，此时脉搏波幅度H0为零； \n[0078] H2是加压绑带压力为Pss2时的脉搏波幅度； \n[0079] H1是加压绑带压力为Pss1时的脉搏波幅度； \n[0080] 微处理器基于测量脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间在舒张压附近的时间特性，对脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间从有变化至相对不变过程中若干个脉冲延迟时间及其相对应的加压绑带压力进行实时处理，确定舒张压； [0081] 3·1)测量出在舒张压附近至少连续五点数据组成的脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间特性曲线，其中有至少连续三点的数据的加压绑带压力、脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间基本呈线性变化，关系曲线为斜线，以下关系式成立： [0082] (Psz3-Psz0):T3＝(Psz2-Psz0):T2＝(Psz1-Psz0):T1；……(3) [0083] 还有至少连续两点的数据的加压绑带压力、脉搏波与相对应的气压交流信号之间延迟时间基本呈为一固定值，关系曲线为水平线，以下关系式成立： \n[0084] Psz0＞PszA＞PszB；……(4) \n[0085] T0＝(TA+TB)/2；……(5) \n[0086] 3·2)由时间特性曲线中的斜线与水平线的交点确定舒张压 \n[0087] 式(3)、(4)中： \n[0088] Psz0是精确的舒张压，此点是上述斜线与水平线的交点； \n[0089] 式(5)中： \n[0090] T0是精确的舒张压点延迟时间。 \n[0091] 4)打开放气电磁阀，快速放气，充气囊压力快速下降至零，显示屏显示收缩压于舒张压的测量结果； \n[0092] 5)按下主机1键盘的关闭电源键，结束测量。 \n[0093] 以上内容是结合具体的优选实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下做出若干等同替代或明显变型，而且性能或用途相同，都应当视为属于本发明由所提交的权利要求书确定的专利保护范围。