CN211796445U - 一种基于听诊法的匀速放气袖带式电子血压计 - Google Patents

Abstract

本实用新型提供了一种基于听诊法的匀速放气袖带式电子血压计，包括处理器、与处理器电连接的压力信号获取电路和第二控制电路，以及与第二控制电路连接的比例放气阀；压力信号获取电路实时获取袖带压力值并将其转换为电信号传送至处理器，处理器中设置根据压力信号和时间获取实际放气速率的第一计算模块，处理器中还设置根据预设的放气速率和实际放气速率获取速率差的第二计算模块，第二控制电路中设置PID控制器，PID控制器的输入为速率差，且输出为比例放气阀的控制信号。

Description

一种基于听诊法的匀速放气袖带式电子血压计

技术领域

本实用新型涉及一种血压测量技术，特别是一种基于听诊法的匀速放气袖带式电子血压计。

背景技术

柯氏音(听诊法)电子血压计，是通过电子探头替代人耳完成对血压自动测量仪器。电子听诊头将柯氏音转换数字信号输入进MCU，通过一定处理算法，完成对血压测量，并将结果在显示器上显示出来。

现在市场上基于听诊法(柯氏音)原理的电子血压计采用橡胶阀作为电子血压计的排气阀，橡胶阀是一种机械阀，俗称“气芯”。使用这种橡胶阀进行慢速排气的电子血压计即为机械阀电子血压计。但是使用橡胶阀的机械电子血压计存在以下问题：(1)橡胶阀的排气速率受压力大小的影响大：袖带开始放气时由于此时袖带内的压力高，放气速率快，待放气一段时间后袖带内压力逐渐减小，袖带的放气速率减小，这样使得袖带压力的放气速率在开始放气阶段和后续阶段不一致(比如，压力在180mmHg时排气速率达到5～6mmHg/秒，而在80mmHg以下时排气速率仅为1～2mmHg/秒)；(2)橡胶阀的排气速率与袖带内充气量的容积关系大：受测者的胳膊粗袖带内的充气量的容积就大，因此放气速率就小；受测者的胳膊细袖带内的充气量的容积就小，放气速率大；(3)橡胶阀的漏气孔大小是固定的，由于受测者的胳膊粗、细的影响，采用橡胶阀的听诊法(柯氏音)原理的电子血压计不能将放气速率控制在0.3～0.4kPa/秒(2～3mmHg/秒)的范围内，对血压测量的结果会产生较大的误差。

发明内容

本实用新型的目的在于提供一种基于听诊法的匀速放气袖带式电子血压计。

实现本发明目的的技术方案为：一种基于听诊法的匀速放气袖带式电子血压计，包括处理器、与处理器电连接的压力信号获取电路和第二控制电路，以及与第二控制电路连接的比例放气阀；压力信号获取电路实时获取袖带压力值并将其转换为电信号传送至处理器，处理器中设置根据压力信号和时间获取实际放气速率的第一计算模块，处理器中还设置根据预设的放气速率和实际放气速率获取速率差的第二计算模块，第二控制电路中设置PID控制器，PID控制器的输入为速率差，且输出为比例放气阀的控制信号。

进一步地，还包括柯氏音信号获取电路，柯氏音信号获取电路获取柯氏音并将其转换为电信号传送至处理器，处理器对柯氏音信号和压力信号同步采样。

进一步地，还包括显示模块，显示模块在同一坐标系下同时显示柯氏音信号和压力信号。

进一步地，显示模块在同一坐标系下还显示舒张压和收缩压压力值。

进一步地，柯氏音信号获取电路包括电子探头和柯氏音处理电路；其中电子探头获得柯氏音并将其转换为电信号，柯氏音处理电路将柯氏音电信号放大、滤波后传输至处理器。

进一步地，压力信号获取电路包括压力传感器和压力测量电路；压力传感器获得袖带压力值并将其转换为电信号，压力测量电路对压力电信号放大后传输至处理器。

进一步地，还包括充气泵，充气泵一端通过第一控制电路与处理器连接，且另一端与袖带充气嘴连接。

本实用新型与现有技术相比，具有以下优点：使用比例阀的作为听诊法(柯氏音)原理的电子血压计的放气装置，其放气速率由MCU按照设计要求进行自动控制，不受袖带内空气的容积(被测者胳膊的粗细)、压力的大小、温湿度的高低等任何因素的影响，大大提高了袖带放气速率的稳定性，可以将袖带放气速率准确地控制在0.3～0.4kPa/秒(2～3mmHg/秒)的范围内，使得由于袖带放气速率产生的血压测量结果的偏差大大的减小。

下面结合说明书附图对本实用新型作进一步描述。

附图说明

图1为本实用新型的组成结构示意图。

图2为减压速度快慢的影响示意图。

图3为比例放气阀闭环控制系统示意图。

图4为比例放气阀控制电路示意图。

图5为压力测量电路示意图。

图6为柯氏音处理电路示意图。

图7为压力信号和柯氏音信号结合示意图。

具体实施方式

本发明涉及的血压计是袖带式电子血压计。袖带中设置电子探头和压力传感器，电子探头获取柯氏音，压力传感器获取袖带压力值。

本发明所述的柯氏音，是指将血压计的袖带绑扎于上臂肱动脉搏动位置，电子探头埋在袖带下肱动脉位置，在充气加压将肱动脉压瘪，然后再放气减压过程中随着外压力的下降，血流重新冲开血管，发出与心动节拍相同的摩擦、冲击音。

结合图2，血压测量误差常以脉间压降的倍数增减而脉间压降就是放气减压速度与心动周期的乘积,由此放气减压速度造成的误差是最不容忽视的，图2表示了这种误差的生成原因。对同一受测者，放气速度慢，能听到(检测到)的柯氏音脉冲多，相邻脉冲间的压降小，能够听测到的血压值越接近理论值或真值。从理论上来说，放气减压速度越低，能收听的柯氏音脉冲越多，脉间压降也越小，测量结果越接近血压真值。但放气减压速度太慢，受测者手臂受压太久会难以忍受。同时，受压太久，甚至手臂麻木，会激发血压调节机制产生应激反应，改变受测手臂的血压，从而也影响测量结果。放气减压速度越快，能收听的柯氏音脉冲越少，脉间压降也越大，测量结果与血压真值的偏差变大。

关于电子血压计的国际建议对放气速度提出如下要求：“用于手动操作和自动放气阀的降压系统，在收缩压和舒张压的指示范围内，应能保持0.3～0.4kPa/ 秒(2～3mmHg/秒)的放气速度。”

因此，为了实现电子血压计，特别是袖带式电子血压计的匀速放气，本实用新型涉及的一种基于听诊法的匀速放气袖带式电子血压计，包括处理器1、与处理器电连接的压力信号获取电路和第二控制电路3，以及与第二控制电路3连接的比例放气阀5；压力信号获取电路实时获取袖带压力值并将其转换为电信号传送至处理器，处理器中设置根据压力信号和时间获取实际放气速率的第一计算模块，处理器中还设置根据预设的放气速率和实际放气速率获取速率差的第二计算模块，第二控制电路3中设置PID控制器，PID控制器的输入为速率差，且输出为比例放气阀的控制信号。

PID闭环控制系统的工作原理如图3所示。由于袖带的放气减压速度越低，能收听的柯氏音脉冲越多，脉间压降也越小，测量结果越接近血压真值；但放气减压速度太慢，受测者手臂受压太久会难以忍受。为了解决袖带放气速度的问题，本申请在放气阀控制电路前端增加PID控制器，采用PID控制技术控制放气阀的开关速度。具体为：袖带放气时，其气压通过胶管引到系统控制板的压力传感器，将袖带压力转换为电压信号，可以经过图3所示的电路放大处理后送入处理器中进行采样，变换得到袖带压力值，通过计算得到袖带压力的放气速率值V_i；处理器将测量得到的袖带放气速率值V_i与设定的放气速率值V_d进行比较，将得到的误差信号进行PID运算后，给出控制信号，经过图4放气阀控制电路去控制比例阀，通过调节比例阀的开度大小实现袖带放气速率控制，将放气速率控制在设定的范围内。

第二控制电路3中还设置比例放气阀控制电路，如图4所示，其元器件及连接方式如下：电感L109一端接处理器输出端，电感L109另一端接电阻R101一端，电阻R101另一端分别接电阻R102一端和三极管基极连接，电阻R102另一端与三极管发射极连接会接地，三极管集电极分别与二极管D104阳极和接口第二引脚连接，二极管D104阴极分别与接口第一引脚电容C117正极、电容C116 一端、电容C115正极和电感L107另一端连接，电容C117负极接地，电容C116 另一端与电容C115阴极连接后接地，电感L107一端接VCC，放气阀的控制端插入接口中。

压力信号获取电路包括压力传感器和压力测量电路7。压力传感器设置于袖带内侧，袖带气压通过胶管引到压力传感器。压力测量电路7对压力电信号放大后传输至处理器，其元器件及连接方式如图5所示：第一磁珠一端接压力传感器正极，第一磁珠另一端分别接第一电容一端和第一放大器同相输入端，第一电容另一端接地，第二磁珠一端接压力传感器负极，第二磁珠另一端分别接第二电容一端和第二放大器同相输入端，第二电容另一端接地，第一放大器反向输入端和第二放大器反向输入端之间并联第三电容、串联的第一电阻和第二电阻、第三电阻，第三电阻一端通过第四电阻与第一放大器输出端连接，第三电阻另一端通过第五电阻与第二放大器输出端连接，第一放大器输出端还与第六电阻一端连接，第二放大器输出端还与第七电阻一端连接，第六电阻另一端分别与第八电阻一端、第四电容一端、第三放大器反向输入端连接，第七电阻另一端与第三放大器同相输入端连接，第三放大器输出端分别与第八电阻另一端、第四电容另一端、第九电阻一端连接，第九电阻另一端分别与第三磁珠一端和第五电容一端连接，第五电容另一端接地，第三磁珠另一端输出压力值电信号，如图6所示。

作为本实用新型的一种改进，血压计还包括柯氏音信号获取电路，柯氏音信号获取电路获取柯氏音并将其转换为电信号传送至处理器，处理器对柯氏音信号和压力信号同步采样。

柯氏音信号获取电路包括电子探头、柯氏音处理电路。其中电子探头的结构不限于以下一种设计：电子探头包括振动薄膜、传音管和与导线连接的驻极体电容传声器，驻极体电容传声器也称为驻极体咪头，传音管一端与设置振动薄膜的结构连接，传音管另一端设置驻极体咪头，振动薄膜设置于袖带下肱动脉位置处，当柯氏音产生时，振动薄膜共振产生振动，传音管将振动产生的声音传递给驻极体咪头，驻极体咪头将声音信号转换为电信号。

由于驻极体咪头产生的电信号的幅值比较小且可能包含一些杂波，因此通过柯氏音处理电路将驻极体咪头产生的信号进行放大和滤波，最终形成柯氏音电信号。结合图6，柯氏音处理电路包括依次连接的一级功率放大器、带通滤波器、二级功率放大器、陷波器。电子探头，可以是驻极体咪头产生的电信号经过一级功率放大器的放大、带通滤波器的滤除杂波、二级功率放大器的放大、陷波器的滤除无用信号后产生柯氏音信号。

在实际测量过程中压力电信号和柯氏音电信号是同步测量的，之间具有相对关联性，将压力电信号和柯氏音电信号结合在一起，使两者之间在时间上同步，则可以从图中读出每个柯氏音脉冲所对应的压力值，从而更加直观判断的高低血压分布范围，得到其被测者健康状态。因此处理器对要对柯氏音电信号和压力值电信号进行采样获得柯氏音信号和压力信号后，再将二者输出至显示模块在同一坐标系下进行显示。

处理器将处理结果传送至显示模块，并在显示模块的显示界面上进行显示，如图7所示，其中横坐标表示压力值坐标，纵坐标表示柯氏音信号峰值。与现有技术仅显示单一的压力信号或柯氏音信号不同，本申请中显示屏显示三类信息，柯氏音信号、压力信号，以及高低压信号，高低压信号即为收缩压、舒张压信号，将本申请中显示界面中显示的结果称为柯氏音修正图，柯氏音修正图中，柯氏音信号和压力信号在时间上同步。显示界面可以响应使用者的手势产生变化，柯氏音修正图中添加收缩压界限和舒张压界限，两条界限可以进行拖动移动位置，在柯氏音受到外部干扰情况出现测量误差，可以通过手动拖动界限进行调整，获取更加精确测量结果。

作为本实用新型的一种改进，血压计还包括充气泵4，充气泵4一端通过第一控制电路2与处理器连接，且另一端与袖带充气嘴连接。第一控制电路2将处理器的信号转换为控制充气泵4中马达转速和圈数的电信号。

本实用新型所述的血压计还包括电源电路11，用于为整个血压计提供电能。

Claims (7)

1.一种基于听诊法的匀速放气袖带式电子血压计，其特征在于，包括处理器(1)、与处理器电连接的压力信号获取电路和第二控制电路(3)，以及与第二控制电路(3)连接的比例放气阀(5)；

压力信号获取电路实时获取袖带压力值并将其转换为电信号传送至处理器，

处理器中设置根据压力信号和时间获取实际放气速率的第一计算模块，

处理器中还设置根据预设的放气速率和实际放气速率获取速率差的第二计算模块，

第二控制电路(3)中设置PID控制器，

PID控制器的输入为速率差，且输出为比例放气阀的控制信号。

2.根据权利要求1所述的血压计，其特征在于，还包括柯氏音信号获取电路，柯氏音信号获取电路获取柯氏音并将其转换为电信号传送至处理器，处理器对柯氏音信号和压力信号同步采样。

3.根据权利要求2所述的血压计，其特征在于，还包括显示模块(9)，显示模块(9)在同一坐标系下同时显示柯氏音信号和压力信号。

4.根据权利要求3所述的血压计，其特征在于，显示模块(9)在同一坐标系下还显示舒张压和收缩压压力值。

5.根据权利要求2所述的血压计，其特征在于，柯氏音信号获取电路包括电子探头和柯氏音处理电路(8)；其中

电子探头获得柯氏音并将其转换为电信号，

柯氏音处理电路(8)将柯氏音电信号放大、滤波后传输至处理器。

6.根据权利要求1所述的血压计，其特征在于，压力信号获取电路包括压力传感器和压力测量电路(7)；其中

压力传感器获得袖带压力值并将其转换为电信号，

压力测量电路(7)对压力电信号放大后传输至处理器。

7.根据权利要求1所述的血压计，其特征在于，还包括充气泵(4)，充气泵(4)一端通过第一控制电路(2)与处理器连接，且另一端与袖带充气嘴连接。

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