技术领域

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

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。

发明内容

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。

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。

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。

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。 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。

这种无创血压测量装置的特点是：

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。

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。

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。

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 路与所述放气电磁阔连接。

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 （Analog-to-Digital Converter, 缩略词为 ADC)。

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。 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。

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。

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。

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。

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。

所述人机交互界面是包括键盘、 显示器的人机交互界面。

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。 这种无创血压测量方法， 依次有以下步骤：

依次有以下步骤：

1 )将加压绑带绑定在充气后可完全阻断被测者� �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； 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；

3 )放气电磁阀关闭状态下，通过小孔放气阔缓� �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；

所述微处理器基于测量脉搏波在收縮压附近的 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；

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；

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；

5 )按下主机键盘的关闭电源键， 结束测量。

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。

所述步骤 3 ) 由以下关系式确定收缩压：

Pss0= (H2 X Pssl -Hl XPss2 ) I (H2— HI ); …… ( 1 )

式 （1 ) 中：

PssO是精确的收缩压，当加压绑带压力为 PssO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；

H2是加压绑带压力为 Pss2时的脉搏波幅度；

HI是加压绑带压力为 Pssl时的脉搏波幅度。

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：

(Pss2-Pss0 ) ： H2= (Pssl -PssO) ： Hl。 (2 )

关系式 （1 )与关系式 （2)等同， 只是形式演变。 所述步骤 3) 由以下步骤确定舒张压：

3 * 1)测量出在舒张压附近至少连续五点数据组成� ��， 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：

(Psz3-Psz0)： T3= (Psz2-Psz0)： T2= (Pszl— PszO)： Tl; …… (3) 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：

PszO>PszA>PszB; (4)

T0= (ΤΑ+ΤΒ) 12； (5)

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

式（3)、 (4) 中：

PszO是精确的舒张压， 此点是上述斜线与水平线的交点；

式 (5) 中：

TO是精确的舒张压点延迟时间。

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。

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。

本发明与现有技术对比的有益效果是：

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。

附图说明 图 1是本发明具体实施方式的使用状态图；

图 2是图 1的主机组成方框图；

图 3是本发明具体实施方式的加压绑带压力变化� �， 收缩压附近脉搏 波幅度基本呈线性变化的示意图；

图 4是本发明具体实施方式的加压绑带压力变化� �， 舒张压前后脉搏 波延迟时间变化的示意图。

具体实施方式

下面结合具体实施方式并对照附图对本发明进 行说明。

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。

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、 放气电磁阔控制电路、 人机交 互界面、 气压传感器、 充气泵、 小孔放气阔、 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。

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。

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。

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。

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。

人机交互界面是包括键盘、 显示器的人机交互界面。

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： 依次有以下步骤：

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� �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；

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；

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； 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：

Pss0= ( H2 X Pssl -Hl X Pss2 ) / (H2— HI ); ( 1 )

式 （1 ) 中：

PssO是精确的收缩压， 当加压绑带压力为 PssO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;

H2是加压绑带压力为 Pss2时的脉搏波幅度；

HI是加压绑带压力为 Pssl时的脉搏波幅度； 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；

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：

(Psz3-Psz0)： T3= (Psz2— PszO)： T2= (Pszl—PszO)： Tl ; (3 ) 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：

PszO>PszA>PszB; (4)

T0= (ΤΑ+ΤΒ ) 12； …… (5 )

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

式 （3 )、 （4) 中：

PszO是精确的舒张压， 此点是上述斜线与水平线的交点；

式 (5 ) 中：

TO是精确的舒张压点延迟时间。

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；

5 ) 按下主机 1键盘的关闭电源键， 结束测量。

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。