CN1513417A - 电子无创血压测量装置 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种电子无创血压测量装置，袖带脉搏波信号处理算法对血压测量执行步骤：主程序模块依不同的测量模式，调用血压测量程序模块，启动后充气，对袖带类型进行判断，当袖带压力充到预定目标压力后，逐步按预定的放气台阶方式进行台阶放气，并依当前袖带压力和放气状态进行相应的调整，同步检测各个台阶上的袖带压力和脉搏波，同时对测量时间、袖带压力变化等状态进行监测与判断，确认测量是否继续或异常终止，当采集到的袖带压力和脉搏波达到预期的目标后终止台阶放气过程，测量过程正常结束，对存储的脉搏波进行插值、平滑、拟合处理，得到脉搏波和对应袖带压序列组，依最大幅度的脉搏所对应袖带压即为平均压、比例系数法先计算平均压，再计算收缩亚和舒张压，并将结果通知上位机。
Description
技术领域
本发明涉及一种基于捆绑在手臂的袖带，并利用充气泵、放气阀、压力传感器和相应的电子放大和数字电路以及脉搏波信号处理算法完成对血压测量的电子无创血压测量装置。
背景技术
无创血压测量方法都是采用基于袖带脉搏波的振荡方法。人体血压的无创测量方法主要有利用柯氏音的听诊法(简称柯氏音法)和利用袖带振荡波的比例系数法(简称振荡法)。柯氏音法是有经验的医护人员采用医用听诊器、水银压力计及袖带、充/放气囊通过将袖带捆绑在受试者上臂的适当位置，以听诊器贴近肱动脉，以充/放气囊向袖带充气增加压力直到阻塞手臂的血液流动，然后通过充/放气囊逐步减低袖带压力以恢复手臂的血液流动，在这个过程中手臂的动脉血流脉动会产生一个由小到大，再由大到小的柯氏音变化，并可借助听诊器和水银压力计来听取柯氏音的变化以确定收缩压和舒张压。目前在电子血压测量设备中绝大多数是使用了基于振荡法的血压测量方法，基本过程与听诊法极为类似，即也通过袖带充气升压以阻塞手臂的血液流动，然后逐渐使袖带放气降压以恢复手臂的血液流动，并监测袖带内的静态压力和因动脉血的脉动所产生的压力脉搏波，但计算方法是通过测量在放气过程手臂的动脉血流脉动变化传递到袖带内所产生的压力脉搏波及其对应的袖带压力，可以检测到一组幅度从小到大，再由大到小的压力脉搏波及对应的由大到小的袖带压力，并以压力脉搏波的最大值所对应袖带压力为平均压，再依据经验值的压力脉搏波的幅度比例系数(压力脉搏波的最大值乘以二个小于1的系数得到的二个幅度值所对应的袖带压力分别为收缩压和舒张压，如0.7)来向袖带压高的方向推算出收缩压，而向袖带压低的方向推算出舒张压(简称基于袖带振荡脉搏幅度的比例系数法)。电子血压测量设备的基本结构一般包含(一)检测袖带压力的压力传感器及处理电路，(二)基于袖带压力变化的压力脉搏波处理电路，(三)过压力检测传感器及放大、保护处理电路，(四)袖带、控制放气阀、充气泵与压力传感器连接的气路及充、放气控制，(五)模/数转换、单片机系统，(六)电源部分。其中测量过程中压力脉搏波和袖带压力的检测可以放在充气后的放气阶段或充气阶段，放气阶段的放气形式可以是连续均匀放气(即以3-5mmHg均匀压力递减，同时检测压力脉搏波)，也可以是台阶放气(即以5-10mmHg的台阶逐次减低袖带压力，在每个压力台阶上检测压力脉搏波)，每次台阶压力减低的大小将根据检测到的脉搏波幅度和当前的袖带压来确定。连续均匀放气形式将增加血压测量过程的时间，对手臂运动、体位变化的影响也难于克服，抗运动干扰能力弱，其应用受到一定限制，而台阶放气形式将减少血压测量时间，并能克服由于手臂运动、体位变化等引发的干扰，具备较好的抗干扰能力，所以很多公司在血压测量中大多采用台阶放气形式。其不足之处是：
1.压力、脉搏波信号检测电路较复杂、无测量增益控制。
2.后备的过压力保护电路不能有准确的两个或多个过压力点设置，对压力传感器的适应能力不好。
发明内容
本项发明的目的在于克服上述现有技术中的不足之处而提供一种优化了模块模拟信号的处理电路结构，改善袖带压力和脉博波电路的共模仰制能力，增加脉搏波电路的增益控制从而改善了新生儿血压测量的适用范围，增加多个可调的过压力保护点设置，改善了过压力保护电路对不同预期用途的适应性，同时也增加过压力保护电路对压力传感器的适应能力；本发明的另一目的是配合硬件电路改进重新设计了系统软件，共同完成基于袖带脉搏波的振荡方法的电子无创血压测量装置。
本发明的目的可以通过以下措施来达到：这种电子无创血压测量装置，它具有单片机及外围存储与控制器、模数转换、袖带压力放大电路与脉搏波放大电路、袖带压过压保护电路，与袖带压力传感器、快、慢放气阀和充气泵相连的气路，其特殊之处在于：脉搏波信号处理算法对血压测量执行如下步骤：
(1)当系统加电后，通过系统加载后首先调用初始化程序完成对系统硬件的常规检测和正常工作状态的设置，进一步与上位机完成握手后转入主程序，等待命令；
(2)主程序模块随时在查询当前所得到的命令，并根据这个命令执行下一步的操作，也可以中止当前的操作，返回主程序模块恢复等待状态；
(3)串口通讯程序模块通过串口完成上、下位机之间的数据传输，命令设置与应答随时查询串口缓存中是否有收到的内容或需要发送的数据，一旦有马上启动发送或接受子程序指令；
(4)测量状态与模式转换程序模块将根据当前收到的上位机命令来调整当前设置状态和测量模式；
(5)血压测量模块完成对袖带的充气、放气，测量状态监测与判断、袖带压力和脉搏波的分析与处理、最后完成血压的计算；
(6)数据采集与预处理程序模块实时进行袖带压力和脉搏波信号的采集和预处理，同时对脉搏波进行基准波的识别和幅度的计算、存储；
(7)出错处理程序模块将根据不同的错误信息输入返回不同错误信息代码，并通知系统主程序。
主程序模块将根据不同的测量模式，调用血压测量控制程序模块，启动后首先进行充气过程，并在过程中对袖带类型进行判断，当袖带压力充到预定的目标压力后，逐步按预定的放气台阶方式进行台阶放气，并根据当前袖带压力和放气状态进行放气状态的调整，同步检测各个台阶上的袖带压力和脉搏波，同时也对当前的测量时间、袖带压力变化等状态进行监测与判断，确认测量是否继续或异常终止，当采集到的袖带压力和脉搏波达到预期的目标后终止台阶放气过程，测量过程正常结束，对脉搏波进行插值、平滑、拟合处理，最后根据比例系数法首先计算平均压，再计算收缩亚和舒张压，并将结果通知上位机，系统返回主程序。
本发明的目的还可以通过以下措施来达到：
该装置的电路主要包括袖带压力、脉搏信号及信号检测电路和后备的过压力保护电路，其袖带【1】分别与压力传感器【2】、【9】相连，其中主信道为压力传感器【2】的输出连接到仪表放大器【3】完成静态袖带压力的放大，仪表放大器【3】输出端的一路通过适当的分压和滤波后直接接到模数转换器【8】，实现静态袖带压力的数据采集，而从仪表放大器【3】输出端的另一路脉搏波经过电容【17】隔离后输入给两级反相比例放大器【4】、【5】来实现脉搏波的信号放大，同时在反相运算放大器【5】上还连接了程控的增益选择12，确保在不同应用模式下(成人/新生儿)设置有不同的增益，之后将所得到脉搏波信号【6】再送入模数转换器【8】，完成脉搏波的数据采集；后备的压力检测信道是由压力传感器【9】所连接的运算放大器【100】及后续比较器【11】组成，用于检测袖带压力是否超过预定的保护压力点，确保受试者的安全，其中压力传感器【9】以差分形式输入到差分放大器【10】，这个差分放大器【10】是由两个同相比例放大器【100】组成的具有差分输入/输出的放大电路，完成静态袖带压力的放大，这个放大电路的两个输出端分别连接到后续比较器【11】的两个输入端，同时在这个后续比较器【11】的同相输入端接入多个可调的参考电压【15】，这样就可以实现多个过压点保护的准确状态翻转，以适应不用应用模式下期望设置不同过压保护点的需求，而后续比较器【11】的输出状态改变将输入到微处理器【16】做进一步的处理，通讯接口【21】为中央微处理器【16】与上位机联系通道，袖带【1】通过气路转接器分别接入快放阀【14】、慢放阀【13】，而快放阀【14】和慢放阀【13】通过接入阀控制电路【19】受到中央微处理器【16】控制，抽气泵【18】也是通过气路转接器接入袖带【1】，再通过接入泵控制电路【20】受到中央微处理器【16】的控制。
上述框图的实际电路原理图如图所示，具体描述为：
主信号通道的压力传感器S1的输出经引线1、引线3接入仪表放大器U4的端口2、端口3，压力传感器S1的输入引线4接入运算放大器U1的端口1，压力传感器S1的引线2与引线5并联接入运算放大器U1-1的端口3，运算放大器U1引脚4接地，引脚8接电源Vcc并通过电容C1接地AGND，压力传感器S1的引脚6接地，仪表放大器U4的引脚1接电阻R1后接入仪表放大器U4的引脚8，仪表放大器U4的引脚7接电源Vcc，并通过电容C2接地，仪表放大器U4的引脚4接地，仪表放大器U4的引脚5同时接在电阻R2和R3，其中R2的一端接Vcc，R3的一端接地，仪表放大器U4的输出脚6分两路，一路通过电位器RW1与电阻R4串连分压输出到电阻R7，并接电容C4到地，同时节点120作为袖带压的输出CuffPress，另一路通过隔直电容C3连接电阻R5，并通过R5输入到运算放大器U1-2的引脚6，同时在电容C3和电阻R5结点60分出一路并通过电阻R6接入模拟开关U7的引脚4，而模拟开关U7的引脚3又连接到运算放大器U1-2的引脚6，通过模拟开关U7的控制来实现电阻R5与R6并联或断开以完成对运算放大器U1-2的增益控制，U7的引脚9接STEP来自CPU的一个端口，运算放大器U1-2的引脚6通过电阻R8和电容C5并联后与引脚7连接，而引脚5接Vrefl，运算放大器U1-2的引脚7的一路通过R9接入运算放大器U2-1的引脚2，另一路通过R10接入模拟开关U7的引脚15，而模拟开关U7的引脚1又连接到运算放大器U2-1的引脚2，通过模拟开关U7的控制来实现电阻R9与R10并联或断开以完成对运算放大器U2-1的增益控制，运算放大器U2-1的引脚2通过电阻R11和电容C6并联后接入引脚1，运算放大器U2-1引脚4接地，引脚8接电源Vcc，并通过C15接地，引脚3接Vref2，运算放大器U2-1的输出引脚1接电阻R12到节点110实现脉搏波的输出，而节点110通过电容C7接地。过压保护信号通道是由压力传感器S2的引脚1通过R13与电源输入VI连接，而节点180又通过稳压管D1与电容C10并联接地AGND，压力传感器S2的引脚3也接地AGND，压力传感器S2的引脚4接到运算放大器U3-1的引脚3，运算放大器U3-1的引脚2通过电阻R19接到引脚1，这个引脚2同时还通过电阻R18与电位器RW3串连后连接到运算放大器U3-2的引脚6，压力传感器S2的引脚2接到运算放大器U3-2的引脚6，这个引脚6通过电阻R20接到引脚7，运算放大器U3的引脚1通过电阻R21连接到运算放大器U2-2的引脚6，引脚6又通过电阻R23连接到模拟开关U7的引脚14，并进一步通过U7的引脚13或12分别连接到参考电压V1.25和V2.5，运算放大器U3-2的引脚7通过R22与运算放大器U2-2的引脚5连接，同时运算放大器U2-2的引脚5又通过电阻R24和电阻R25分别与地GND和引脚7相连接，运算放大器U2-2的引脚5和引脚6之间通过电容C13相连，运算放大器U2-2的引脚7通过电阻R26与场效应管Q1的引脚1连接，场效应管Q1的引脚1又通过电阻R27与引脚2连接，并与地AGND接通，场效应管Q1的引脚3通过电阻R28与电源Vcc连接，这个引脚3同时也是过压状态的输出端口。
模拟开关电路的U7引脚15接电源Vcc，引脚7、8和引脚6接地AGND，引脚9接STEPJ是来自CPU的一个端口，以完成对引脚4与引脚3或引脚5的连接和断开，引脚10和引脚11并联后连接到AN_MODE是来自CPU一个端口，以完成引脚15连接到引脚1或引脚2，引脚14连接到引脚13或引脚12的同步切换。
本发明相比现有技术，具有如下优点：
1.优化袖带压和脉搏波检测电路的结构，提高电路的共模抑制比的能力，增加电路的增益设置可改善新生儿的血压测量适应范围。
2.优化了过压保护电路对压力传感器的适应能力，实现多个过压力点保护的准确设置，增强电路对不同应用范围的过压保护的安全保证。
附图说明
图1是本发明主要电路结构的方框图。
图2是说明数字计算机中央处理机基本单元的方框图。
图3是说明本发明最佳实施例的系统方框图。
图4是本发明的电路图。
具体实施方式
本发明下面将结合附图作进一步详述：
请参阅图1、图4，该发明装置的电路结构主要包括袖带压力、脉搏信号、信号检测电路、后备的过压力保护电路、充气泵和放气阀控制电路、模数转换及数字系统电路等主要部件，其中具体的信号通路：袖带【1】分别与压力传感器【2】、【9】相连，其中主信道为压力传感器【2】的输出连接到仪表放大器【3】完成静态袖带压力的放大，仪表放大器【3】输出端的一路通过适当的分压和滤波后直接接到模数转换器【8】，实现静态袖带压力的数据采集，而从仪表放大器【3】输出端的另一路脉搏波经过电容【17】隔离后输入给两级反相比例放大器【4】、【5】来实现脉搏波的信号放大，同时在反相运算放大器【5】上还连接了程控的增益选择12，确保在不同应用模式下(成人/新生儿)设置有不同的增益，之后将所得到脉搏波信号【6】再送入模数转换器【8】，完成脉搏波的数据采集；后备的压力检测信道是由压力传感器【9】所连接的运算放大器【100】及后续比较器【11】组成，用于检测袖带压力是否超过预定的保护压力点，确保受试者的安全，其中压力传感器【9】以差分形式输入到差分放大器【10】，这个差分放大器【10】是由两个同相比例放大器【100】组成的具有差分输入/输出的放大电路，完成静态袖带压力的放大，这个放大电路的两个输出端分别连接到后续比较器【11】的两个输入端，同时在这个后续比较器【11】的同相输入端接入多个可调的参考电压【15】，这样就可以实现多个过压点保护的准确状态翻转，以适应不用应用模式下期望设置不同过压保护点的需求，而后续比较器【11】的输出状态改变将输入到微处理器【16】做进一步的处理，通讯接口【21】为中央微处理器【16】与上位机联系通道，袖带【1】通过气路转接器分别接入快放阀【14】、慢放阀【13】，而快放阀【14】和慢放阀【13】通过接入阀控制电路【19】受到中央微处理器【16】控制，抽气泵【18】也是通过气路转接器接入袖带【1】，再通过接入泵控制电路【20】受到中央微处理器【16】的控制。
主信号通道的压力传感器S1的输出经引线1、引线3接入仪表放大器U4的端口2、端口3，压力传感器S1的输入引线4接入运算放大器U1的端口1，压力传感器S1的引线2与引线5并联接入运算放大器U1-1的端口3，运算放大器U1引脚4接地，引脚8接电源Vcc并通过电容C1接地AGND，压力传感器S1的引脚6接地，仪表放大器U4的引脚1接电阻R1后接入仪表放大器U4的引脚8，仪表放大器U4的引脚7接电源Vcc，并通过电容C2接地，仪表放大器U4的引脚4接地，仪表放大器U4的引脚5同时接在电阻R2和R3，其中R2的一端接Vcc，R3的一端接地，仪表放大器U4的输出脚6分两路，一路通过电位器RW1与电阻R4串连分压输出到电阻R7，并接电容C4到地，同时节点120作为袖带压的输出CuffPress，另一路通过隔直电容C3连接电阻R5，并通过R5输入到运算放大器U1-2的引脚6，同时在电容C3和电阻R5结点60分出一路并通过电阻R6接入模拟开关U7的引脚4，而模拟开关U7的引脚3又连接到运算放大器U1-2的引脚6，通过模拟开关U7的控制来实现电阻R5与R6并联或断开以完成对运算放大器U1-2的增益控制，U7的引脚9接STEP来自CPU的一个端口，运算放大器U1-2的引脚6通过电阻R8和电容C5并联后与引脚7连接，而引脚5接Vrefl，运算放大器U1-2的引脚7的一路通过R9接入运算放大器U2-1的引脚2，另一路通过R10接入模拟开关U7的引脚15，而模拟开关U7的引脚1又连接到运算放大器U2-1的引脚2，通过模拟开关U7的控制来实现电阻R9与R10并联或断开以完成对运算放大器U2-1的增益控制，运算放大器U2-1的引脚2通过电阻R11和电容C6并联后接入引脚1，运算放大器U2-1引脚4接地，引脚8接电源Vcc，并通过C15接地，引脚3接Vref2，运算放大器U2-1的输出引脚1接电阻R12到节点110实现脉搏波的输出，而节点110通过电容C7接地。
过压保护信号通道是由压力传感器S2的引脚1通过R13与电源输入VI连接，而节点180又通过稳压管D1与电容C10并联接地AGND，压力传感器S2的引脚3也接地AGND，压力传感器S2的引脚4接到运算放大器U3-1的引脚3，运算放大器U3-1的引脚2通过电阻R19接到引脚1，这个引脚2同时还通过电阻R18与电位器RW3串连后连接到运算放大器U3-2的引脚6，压力传感器S2的引脚2接到运算放大器U3-2的引脚6，这个引脚6通过电阻R20接到引脚7，运算放大器U3的引脚1通过电阻R21连接到运算放大器U2-2的引脚6，引脚6又通过电阻R23连接到模拟开关U7的引脚14，并进一步通过U7的引脚13或12分别连接到参考电压V1.25和V2.5，运算放大器U3-2的引脚7通过R22与运算放大器U2-2的引脚5连接，同时运算放大器U2-2的引脚5又通过电阻R24和电阻R25分别与地GND和引脚7相连接，运算放大器U2-2的引脚5和引脚6之间通过电容C13相连，运算放大器U2-2的引脚7通过电阻R26与场效应管Q1的引脚1连接，场效应管Q1的引脚1又通过电阻R27与引脚2连接，并与地AGND接通，场效应管Q1的引脚3通过电阻R28与电源Vcc连接，这个引脚3同时也是过压状态的输出端口。
另外，模拟开关电路的U7引脚15接电源Vcc，引脚7、8和引脚6接地AGND，引脚9接STEPJ是来自CPU的一个端口，以完成对引脚4与引脚3或引脚5的连接和断开，引脚10和引脚11并联后连接到AN_MODE是来自CPU一个端口，以完成引脚15连接到引脚1或引脚2，引脚14连接到引脚13或引脚12的同步切换。
最后是上述电路的供电系统，外界输入电源VI，接入三端稳压器U5的引脚3，U5的引脚2接地AGNG，U5的引脚1通过电容C8、C9并联后接地，同时也是电源的输出Vcc，提供所有Vcc的应用，精密稳压基准U6的引脚1接Vcc，同时通过电容C11与地相连，并接在引脚3上，U6的引脚2是基准V2.5的输出，并分成两路，一路是由电阻R14、R15、R16、R17串连后接地，形成基准Verfl、Vref2、Vref3，另一路是由电容C12、电位器RW2并联后接地，其中RW2的中间抽头分压出基准V1.25。
图2、图3说明了本发明运作算法的流程图。
请参阅图2，脉搏波信号处理算法对血压测量执行如下步骤：
(1)当系统加电后，通过系统加载后首先调用初始化程序完成对系统硬件的常规检测和正常工作状态的设置，进一步与上位机完成握手后转入主程序，等待命令；
(2)主程序模块随时在查询当前所得到的命令，并根据这个命令执行下一步的操作，也可以中止当前的操作，返回主程序模块恢复等待状态；
(3)串口通讯程序模块通过串口完成上、下位机之间的数据传输，命令设置与应答随时查询串口缓存中是否有收到的内容或需要发送的数据，一旦有马上启动发送或接受子程序指令；
(4)测量状态与模式转换程序模块将根据当前收到的上位机命令来调整当前设置状态和测量模式；
(5)血压测量模块完成对袖带的充气、放气，测量状态监测与判断、袖带压力和脉搏波的分析与处理、最后完成血压的计算；
(6)数据采集与预处理程序模块实时进行袖带压力和脉搏波信号的采集和预处理，同时对脉搏波进行基准波的识别和幅度的计算、存储；
(7)出错处理程序模块将根据不同的错误信息输入返回不同错误信息代码，并通知系统主程序。
图3的流程图指示当开始血压测量100时，首先启动充气泵101，处理器执行判断步骤102，以判断预定目标压力达到否，如果判断是否定的，则执行101启动充气泵步骤；如果判断是肯定的，则执行步骤103，启动放气阀开始台阶放气；进入步骤104，以判断预定台阶放气时间是否超限？如果判断是肯定的，则执行步骤105，即测量结束并返回压力异常信息；如果判断是否定的，则执行步骤106，以判断下一目标压力达到否？如果判定是否定的，则执行步骤107，以判断当前袖带压力是否小于目标压力？如果判断是肯定的，则执行步骤108，随后进入步骤103，如果判断是否定的也同样进入步骤103，如果进入步骤106判断是肯定的则执行步骤109，即采集袖带压力和相应的脉搏波识别有效的基准脉搏数，随后进入步骤110，以判断采集和存储的脉搏波是否满足某个台阶的脉搏波计算要求？如果判断是否定的，则执行步骤109，如果判断是肯定的则执行步骤111，以判断本次则量的总时间是否超限？如果判断是肯定的，则执行步骤112，即测量异常结果返回超时信息，如果判断是否定的，则执行步骤113，以判断台阶放气是否结束？如果判断是否定的，则执行步骤103，如果判断是肯定的，则执行步骤114，计算平均压、收缩压、舒张压，测量正常结束。
Claims (6)
1.一种电子无创血压测量装置，它具有单片机及外围存储与控制器、模数转换、袖带压力放大电路与脉搏波放大电路、袖带压过压保护电路，与袖带压力传感器、快、慢放气阀和充气泵相连的气路，其特征在于：脉搏波信号处理算法对血压测量执行如下步骤：
(1)当系统加电后，通过系统加载后首先调用初始化程序完成对系统硬件的常规检测和正常工作状态的设置，进一步与上位机完成握手后转入主程序，等待命令；
(2)主程序模块随时在查询当前所得到的命令，并根据这个命令执行下一步的操作，也可以中止当前的操作，返回主程序模块恢复等待状态；
(3)串口通讯程序模块通过串口完成上、下位机之间的数据传输，命令设置与应答随时查询串口缓存中是否有收到的内容或需要发送的数据，一旦有马上启动发送或接受子程序指令；
(4)测量状态与模式转换程序模块将根据当前收到的上位机命令来调整当前设置状态和测量模式；
(5)血压测量模块完成对袖带的充气、放气，测量状态监测与判断、袖带压力和脉搏波的分析与处理、最后完成血压的计算；
(6)数据采集与预处理程序模块实时进行袖带压力和脉搏波信号的采集和预处理，同时对脉搏波进行基准波的识别和幅度的计算、存储；
(7)出错处理程序模块将根据不同的错误信息输入返回不同错误信息代码，并通知系统主程序。
2.根据权利要求1所述的电子无创血压测量装置，其特征在于：该装置的电路主要包括袖带压力、脉搏信号及信号检测电路和后备的过压力保护电路，其袖带【1】分别与压力传感器【2】、【9】相连，其中主信道为压力传感器【2】的输出连接到仪表放大器【3】完成静态袖带压力的放大，仪表放大器【3】输出端的一路通过适当的分压和滤波后直接接到模数转换器【8】，实现静态袖带压力的数据采集，而从仪表放大器【3】输出端的另一路脉搏波经过电容【17】隔离后输入给两级反相比例放大器【4】、【5】来实现脉搏波的信号放大，同时在反相运算放大器【5】上还连接了程控的增益选择12，确保在不同应用模式下(成人/新生儿)设置有不同的增益，之后将所得到脉搏波信号【6】再送入模数转换器【8】，完成脉搏波的数据采集；后备的压力检测信道是由压力传感器【9】所连接的运算放大器【100】及后续比较器【11】组成，用于检测袖带压力是否超过预定的保护压力点，确保受试者的安全，其中压力传感器【9】以差分形式输入到差分放大器【10】，这个差分放大器【10】是由两个同相比例放大器【100】组成的具有差分输入/输出的放大电路，完成静态袖带压力的放大，这个放大电路的两个输出端分别连接到后续比较器【11】的两个输入端，同时在这个后续比较器【11】的同相输入端接入多个可调的参考电压【15】，这样就可以实现多个过压点保护的准确状态翻转，以适应不用应用模式下期望设置不同过压保护点的需求，而后续比较器【11】的输出状态改变将输入到微处理器【16】做进一步的处理，通讯接口【21】为中央微处理器【16】与上位机联系通道，袖带【1】通过气路转接器分别接入快放阀【14】、慢放阀【13】，而快放阀【14】和慢放阀【13】通过接入阀控制电路【19】受到中央微处理器【16】控制，抽气泵【18】也是通过气路转接器接入袖带【1】，再通过接入泵控制电路【20】受到中央微处理器【16】的控制。
3.根据权利要求1所述的电子无创血压测量装置，其特征在于：主程序模块将根据不同的测量模式，调用血压测量控制程序模块，启动后首先进行充气过程，并在过程中对袖带类型进行判断，当袖带压力充到预定的目标压力后，逐步按预定的放气台阶方式进行台阶放气，并根据当前袖带压力和放气状态进行放气状态的调整，同步检测各个台阶上的袖带压力和脉搏波，同时也对当前的测量时间、袖带压力变化等状态进行监测与判断，确认测量是否继续或异常终止，当采集到的袖带压力和脉搏波达到预期的目标后终止台阶放气过程，测量过程正常结束，对脉搏波进行插值、平滑、拟合处理，最后根据比例系数法首先计算平均压，再计算收缩亚和舒张压，并将结果通知上位机，系统返回主程序。
4.根据权利要求1所述的电子无创血压测量装置，其特征在于：主信号通道的压力传感器S1的输出经引线1、引线3接入仪表放大器U4的端口2、端口3，压力传感器S1的输入引线4接入运算放大器U1的端口1，压力传感器S1的引线2与引线5并联接入运算放大器U1-1的端口3，运算放大器U1引脚4接地，引脚8接电源Vcc并通过电容C1接地AGND，压力传感器S1的引脚6接地，仪表放大器U4的引脚1接电阻R1后接入仪表放大器U4的引脚8，仪表放大器U4的引脚7接电源Vcc，并通过电容C2接地，仪表放大器U4的引脚4接地，仪表放大器U4的引脚5同时接在电阻R2和R3，其中R2的一端接Vcc，R3的一端接地，仪表放大器U4的输出脚6分两路，一路通过电位器RW1与电阻R4串连分压输出到电阻R7，并接电容C4到地，同时节点120作为袖带压的输出CuffPress，另一路通过隔直电容C3连接电阻R5，并通过R5输入到运算放大器U1-2的引脚6，同时在电容C3和电阻R5结点60分出一路并通过电阻R6接入模拟开关U7的引脚4，而模拟开关U7的引脚3又连接到运算放大器U1-2的引脚6，通过模拟开关U7的控制来实现电阻R5与R6并联或断开以完成对运算放大器U1-2的增益控制，U7的引脚9接STEP来自中央微处理器的一个端口，运算放大器U1-2的引脚6通过电阻R8和电容C5并联后与引脚7连接，而引脚5接Vrefl，运算放大器U1-2的引脚7的一路通过R9接入运算放大器U2-1的引脚2，另一路通过R10接入模拟开关U7的引脚15，而模拟开关U7的引脚1又连接到运算放大器U2-1的引脚2，通过模拟开关U7的控制来实现电阻R9与R10并联或断开以完成对运算放大器U2-1的增益控制，运算放大器U2-1的引脚2通过电阻R11和电容C6并联后接入引脚1，运算放大器U2-1引脚4接地，引脚8接电源Vcc，并通过C15接地，引脚3接Vref2，运算放大器U2-1的输出引脚1接电阻R12到节点110实现脉搏波的输出，而节点110通过电容C7接地。
5.根据权利要求1所述的电子无创血压测量装置，其特征在于：过压保护信号通道是由压力传感器S2的引脚1通过R13与电源输入VI连接，而节点180又通过稳压管D1与电容C10并联接地AGND，压力传感器S2的引脚3也接地AGND，压力传感器S2的引脚4接到运算放大器U3-1的引脚3，运算放大器U3-1的引脚2通过电阻R19接到引脚1，这个引脚2同时还通过电阻R18与电位器RW3串连后连接到运算放大器U3-2的引脚6，压力传感器S2的引脚2接到运算放大器U3-2的引脚6，这个引脚6通过电阻R20接到引脚7，运算放大器U3的引脚1通过电阻R21连接到运算放大器U2-2的引脚6，引脚6又通过电阻R23连接到模拟开关U7的引脚14，并进一步通过U7的引脚13或12分别连接到参考电压V1.25和V2.5，运算放大器U3-2的引脚7通过R22与运算放大器U2-2的引脚5连接，同时运算放大器U2-2的引脚5又通过电阻R24和电阻R25分别与地GND和引脚7相连接，运算放大器U2-2的引脚5和引脚6之间通过电容C13相连，运算放大器U2-2的引脚7通过电阻R26与场效应管Q1的引脚1连接，场效应管Q1的引脚1又通过电阻R27与引脚2连接，并与地AGND接通，场效应管Q1的引脚3通过电阻R28与电源Vcc连接，这个引脚3同时也是过压状态的输出端口。
6.根据权利要求1所述的电子无创血压测量装置，其特征在于：模拟开关电路的U7引脚15接电源Vcc，引脚7、8和引脚6接地AGND，引脚9接STEPJ是来自中央微处理器的一个端口，以完成对引脚4与引脚3或引脚5的连接和断开，引脚10和引脚11并联后连接到AN_MODE是来自中央微处理器一个端口，以完成引脚15连接到引脚1或引脚2，引脚14连接到引脚13或引脚12的同步切换。
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|---|---|
| CN (1) | CN1237936C (zh) |
Cited By (28)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN1296008C (zh) * | 2004-09-07 | 2007-01-24 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的方法 |
| CN100407986C (zh) * | 2004-11-23 | 2008-08-06 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种无创电子血压检测装置 |
| US7594893B2 (en) | 2005-08-31 | 2009-09-29 | Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. | Method and apparatus for calculating blood pressure with signal transformation |
| US7594892B2 (en) | 2006-07-11 | 2009-09-29 | Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. | Non-invasive blood pressure measurement apparatus and safety protection method |
| CN101912259A (zh) * | 2010-08-06 | 2010-12-15 | 深圳瑞光康泰科技有限公司 | 一种无创血压测量装置及其测量方法 |
| CN1985750B (zh) * | 2005-12-21 | 2011-03-23 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种利用心跳象征信号检测脉搏波的方法及装置 |
| CN102160780A (zh) * | 2011-03-21 | 2011-08-24 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 一种提高无创血压测量准确性的方法及其装置 |
| CN101810474B (zh) * | 2010-01-22 | 2011-09-21 | 徐亮禹 | 一种实现无创测量血压和脉搏波速度的装置 |
| CN102283638A (zh) * | 2011-09-27 | 2011-12-21 | 江苏鱼跃信息系统有限公司 | 智能系数匹配的血压测量方法 |
| CN102469946A (zh) * | 2009-10-30 | 2012-05-23 | 欧姆龙健康医疗事业株式会社 | 电子血压计 |
| CN102579023A (zh) * | 2011-01-06 | 2012-07-18 | 上海艾康菲医疗器械技术有限公司 | 脉搏波信号处理方法和装置及电子血压测量装置 |
| CN102772202A (zh) * | 2012-07-27 | 2012-11-14 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 安全检测系统及方法、无创血压测量装置及安全保护方法 |
| CN103271733A (zh) * | 2013-04-28 | 2013-09-04 | 深圳市科曼医疗设备有限公司 | 无创血压检测的方法 |
| CN103315734A (zh) * | 2013-05-16 | 2013-09-25 | 深圳市科曼医疗设备有限公司 | 监护数据的波形形成方法及装置 |
| CN103735286A (zh) * | 2012-12-14 | 2014-04-23 | 合肥金脑人光电仪器有限责任公司 | 自动多普勒血压监护仪 |
| CN104280189A (zh) * | 2014-08-19 | 2015-01-14 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 一种压力传感器故障硬件检测方法与装置 |
| CN104274166A (zh) * | 2014-08-19 | 2015-01-14 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 一种压力传感器故障检测方法与装置 |
| CN105816161A (zh) * | 2016-03-14 | 2016-08-03 | 夏士桀 | 一种基于物联网的高精度血压监测设备 |
| CN106413535A (zh) * | 2015-01-05 | 2017-02-15 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 血压测量仪及其气路结构以及气路盒 |
| CN106422016A (zh) * | 2016-11-30 | 2017-02-22 | 四川大学 | 小鼠无创气管插管仪 |
| CN106525267A (zh) * | 2016-12-16 | 2017-03-22 | 山东金洲科瑞节能科技有限公司 | 一种总线型温度测量装置 |
| CN106983503A (zh) * | 2017-04-27 | 2017-07-28 | 杭州蕙新医疗科技有限公司 | 一种便携式血压监护仪 |
| CN107847159A (zh) * | 2015-07-14 | 2018-03-27 | 日本光电工业株式会社 | 血压测量装置 |
| CN109475309A (zh) * | 2016-07-13 | 2019-03-15 | 悦享趋势科技（北京）有限责任公司 | 检测生理状态的方法和装置 |
| CN110123294A (zh) * | 2018-02-02 | 2019-08-16 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 无创血压测量方法、装置、无创血压测量仪器和存储介质 |
| CN110475506A (zh) * | 2017-03-29 | 2019-11-19 | 日本光电工业株式会社 | 血压测量装置 |
| CN111616692A (zh) * | 2020-05-14 | 2020-09-04 | 李永生 | 一种无创血压模拟仪的挤压式执行系统及其控制方法 |
| CN112022128A (zh) * | 2019-06-04 | 2020-12-04 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 医疗设备及其基于ptt的无创血压测量方法与装置 |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7390302B2 (en) * | 2006-08-16 | 2008-06-24 | The General Electric Company | Method and system of determining NIBP target inflation pressure using an SpO2 plethysmograph signal |
| CN101897580A (zh) * | 2010-08-17 | 2010-12-01 | 上海三埃弗电子有限公司 | 一种四肢血压同步测量的装置 |
-
2003
- 2003-07-07 CN CN 03139708 patent/CN1237936C/zh not_active Expired - Lifetime
Cited By (41)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN1296008C (zh) * | 2004-09-07 | 2007-01-24 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的方法 |
| CN100407986C (zh) * | 2004-11-23 | 2008-08-06 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种无创电子血压检测装置 |
| US7594893B2 (en) | 2005-08-31 | 2009-09-29 | Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. | Method and apparatus for calculating blood pressure with signal transformation |
| CN1985750B (zh) * | 2005-12-21 | 2011-03-23 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种利用心跳象征信号检测脉搏波的方法及装置 |
| US7594892B2 (en) | 2006-07-11 | 2009-09-29 | Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. | Non-invasive blood pressure measurement apparatus and safety protection method |
| CN102469946B (zh) * | 2009-10-30 | 2015-06-17 | 欧姆龙健康医疗事业株式会社 | 电子血压计 |
| CN102469946A (zh) * | 2009-10-30 | 2012-05-23 | 欧姆龙健康医疗事业株式会社 | 电子血压计 |
| CN101810474B (zh) * | 2010-01-22 | 2011-09-21 | 徐亮禹 | 一种实现无创测量血压和脉搏波速度的装置 |
| CN101912259A (zh) * | 2010-08-06 | 2010-12-15 | 深圳瑞光康泰科技有限公司 | 一种无创血压测量装置及其测量方法 |
| CN101912259B (zh) * | 2010-08-06 | 2012-10-10 | 深圳瑞光康泰科技有限公司 | 一种无创血压测量装置 |
| CN102579023A (zh) * | 2011-01-06 | 2012-07-18 | 上海艾康菲医疗器械技术有限公司 | 脉搏波信号处理方法和装置及电子血压测量装置 |
| CN102579023B (zh) * | 2011-01-06 | 2013-09-11 | 上海艾康菲医疗器械技术有限公司 | 脉搏波信号处理方法和装置及电子血压测量装置 |
| CN102160780B (zh) * | 2011-03-21 | 2013-06-12 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 一种提高无创血压测量准确性的装置 |
| CN102160780A (zh) * | 2011-03-21 | 2011-08-24 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 一种提高无创血压测量准确性的方法及其装置 |
| CN102283638A (zh) * | 2011-09-27 | 2011-12-21 | 江苏鱼跃信息系统有限公司 | 智能系数匹配的血压测量方法 |
| CN102772202A (zh) * | 2012-07-27 | 2012-11-14 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 安全检测系统及方法、无创血压测量装置及安全保护方法 |
| CN102772202B (zh) * | 2012-07-27 | 2014-07-23 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 安全检测系统及方法、无创血压测量装置及安全保护方法 |
| CN103735286A (zh) * | 2012-12-14 | 2014-04-23 | 合肥金脑人光电仪器有限责任公司 | 自动多普勒血压监护仪 |
| CN103271733A (zh) * | 2013-04-28 | 2013-09-04 | 深圳市科曼医疗设备有限公司 | 无创血压检测的方法 |
| CN103315734A (zh) * | 2013-05-16 | 2013-09-25 | 深圳市科曼医疗设备有限公司 | 监护数据的波形形成方法及装置 |
| CN103315734B (zh) * | 2013-05-16 | 2016-03-30 | 深圳市科曼医疗设备有限公司 | 监护数据的波形形成方法及装置 |
| CN104274166A (zh) * | 2014-08-19 | 2015-01-14 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 一种压力传感器故障检测方法与装置 |
| CN104280189A (zh) * | 2014-08-19 | 2015-01-14 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 一种压力传感器故障硬件检测方法与装置 |
| CN106413535A (zh) * | 2015-01-05 | 2017-02-15 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 血压测量仪及其气路结构以及气路盒 |
| CN106413535B (zh) * | 2015-01-05 | 2019-06-28 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 血压测量仪及其气路结构以及气路盒 |
| US11058306B2 (en) | 2015-07-14 | 2021-07-13 | Nihon Kohden Corporation | Blood pressure measuring apparatus |
| CN107847159B (zh) * | 2015-07-14 | 2021-07-23 | 日本光电工业株式会社 | 血压测量装置 |
| CN107847159A (zh) * | 2015-07-14 | 2018-03-27 | 日本光电工业株式会社 | 血压测量装置 |
| CN105816161A (zh) * | 2016-03-14 | 2016-08-03 | 夏士桀 | 一种基于物联网的高精度血压监测设备 |
| CN109475309A (zh) * | 2016-07-13 | 2019-03-15 | 悦享趋势科技（北京）有限责任公司 | 检测生理状态的方法和装置 |
| CN106422016A (zh) * | 2016-11-30 | 2017-02-22 | 四川大学 | 小鼠无创气管插管仪 |
| CN106525267A (zh) * | 2016-12-16 | 2017-03-22 | 山东金洲科瑞节能科技有限公司 | 一种总线型温度测量装置 |
| CN106525267B (zh) * | 2016-12-16 | 2023-08-01 | 山东金洲科瑞节能科技有限公司 | 一种总线型温度测量装置 |
| CN110475506A (zh) * | 2017-03-29 | 2019-11-19 | 日本光电工业株式会社 | 血压测量装置 |
| CN110475506B (zh) * | 2017-03-29 | 2023-09-26 | 日本光电工业株式会社 | 血压测量装置 |
| CN106983503A (zh) * | 2017-04-27 | 2017-07-28 | 杭州蕙新医疗科技有限公司 | 一种便携式血压监护仪 |
| CN110123294A (zh) * | 2018-02-02 | 2019-08-16 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 无创血压测量方法、装置、无创血压测量仪器和存储介质 |
| CN110123294B (zh) * | 2018-02-02 | 2022-11-04 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 无创血压测量方法、装置、无创血压测量仪器和存储介质 |
| CN112022128A (zh) * | 2019-06-04 | 2020-12-04 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 医疗设备及其基于ptt的无创血压测量方法与装置 |
| CN112022128B (zh) * | 2019-06-04 | 2024-08-27 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 医疗设备及其基于ptt的无创血压测量方法与装置 |
| CN111616692A (zh) * | 2020-05-14 | 2020-09-04 | 李永生 | 一种无创血压模拟仪的挤压式执行系统及其控制方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN1237936C (zh) | 2006-01-25 |
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