一種血壓測量裝置的制作方法

本發明涉及醫療器械技術領域，具體涉及一種血壓測量裝置。

背景技術：

無創血壓的測量方法主要有聽診法、示波法以及用麥克風代替聽診器的方法，但都是基于一個可充氣氣囊的袖帶，通過先加壓阻斷肢體動脈血流，然后緩慢放氣，使阻斷的動脈血流再重新打開的過程，檢測袖帶內的柯氏音或脈搏振蕩信號，實現人體收縮壓、舒張壓、平均壓、脈率的測量。

但是，采用聽診法進行血壓測量需要由經過訓練的專業醫護人員操作，不利于用戶在家里進行血壓的自我測量；并且該種方式無法適應動態血壓的測量和監護；同時血壓測量的準確度容易受周圍環境聲音的影響。采用麥克風代替聽診器的電子方法，同樣也容易受周圍環境聲音的影響，且袖帶內檢測聲音的敏感度弱于示波法。

對于單氣囊的示波法血壓測量，與聽診法相比，袖帶內檢測振蕩波的敏感度更強，且不易受周圍噪聲的影響，能夠實現用戶家庭自我血壓測量以及動態血壓的測量和監護，但是仍然存在以下問題：（1）由于袖帶近端血流的沖擊，在肢體動脈血流打開前，袖帶內也能檢測到一定大小的振蕩波（見附圖2，正常人單氣囊內放氣過程的壓力值和振蕩波），且隨著壓力的減小，也呈逐漸增大的趨勢，因此在袖帶內壓力低于人體收縮壓，動脈血流重新打開的時刻，袖帶內檢測到的振蕩波信號并無很明確的標志，不利于收縮壓的測量；（2）由于上述原因（1），采用示波法的血壓測量一般為幅度系數法，收縮壓和舒張壓的幅度系數基于大數據統計出來的，因此存在一定的個體差異性，在某些用戶測量時會出現與真實血壓存在較大差距的情況；（3）對于患有頻發早搏或房顫的心律失常患者，因每次心臟泵血的強度不同，袖帶內每搏產生的振蕩波信號的強度也不相同（見附圖3，房顫患者單氣囊內放氣過程的壓力值和振蕩波；附圖4，頻發早搏單氣囊內放氣過程的壓力值和振蕩波），因此不嚴格符合在放氣過程中，檢測到的振蕩波信號由小變大，增大到一定程度再變小的過程，導致頻發早搏或房顫患者血壓測量的誤差較大。

現有技術尚未解決如何準確的定位被測動脈血壓出現的時刻對應的袖帶內壓力，尤其是被測者為房顫的心律失常患者。

技術實現要素：

本發明的目的在于解決現有技術的缺陷，提供一種血壓測量裝置，能夠準確的定位被測動脈血壓出現的時刻所對應的袖帶內壓力，尤其是對于頻發早搏或房顫心律失常的患者也能準確的測量出動脈血壓。

為了實現上述目的，本發明提供的一種血壓測量裝置，所述測量裝置用于通過被測者一肢體測量動脈血壓，所述測量裝置包括：

兩個充氣氣囊：上游氣囊和下游氣囊；所述上游氣囊和下游氣囊在同一袖帶內或在兩個相連接的不同袖帶內或在兩個不相連接的不同袖帶內，所述袖帶用于綁定在所述肢體上；

兩個壓力傳感器：與所述上游氣囊連接的第一壓力傳感器和與所述下游氣囊連接的第二壓力傳感器；

一個充氣泵，對所述袖帶內的兩個氣囊進行充氣；

一個電磁閥，所述上、下游氣囊通過該電磁閥實現物理上的聯通和斷開；

一個比例放氣閥，通過PWM控制比例放氣閥對所述上游氣囊全程進行勻速放氣；

一個MCU控制器，并設有連接所述充氣泵、電磁閥和比例放氣閥的控制線路，以及分別連接所述壓力傳感器的若干信號線路；

所述MCU控制器執行包括以下步驟的血壓測量過程：

S1.將所述上、下游氣囊同步加壓到低于一般人舒張壓的一個壓力值，此時停止對所述下游氣囊的加壓，對所述上游氣囊繼續緩慢加壓，并通過所述第二壓力傳感器檢測所述下游氣囊內的振蕩波情況，當大于3倍的脈搏間隔或超過2秒鐘未檢測到振蕩波時，說明所述上游氣囊內的壓力已超過被測動脈收縮壓，被測動脈內的血流已被阻斷，此時停止對所述上游氣囊的加壓，并同時控制所述上游氣囊勻速放氣；

S2. 在所述上游氣囊勻速放氣過程中同步采集所述第一壓力傳感器的壓力值和振蕩波，以及所述第二壓力傳感器的振蕩波，根據所述第二壓力傳感器檢測到所述下游氣囊內的振蕩波信號由從無到有時所述上游氣囊中的氣壓，確定被測動脈的收縮壓。

進一步的，當所述第二壓力傳感器檢測到所述下游氣囊內的振蕩波實現從無到有時，此時檢測到P1振蕩波，隨著放氣的進行，連續檢測到P2、P3、P4、P5振蕩波，計算平均脈搏間期：aveRR = （P5- P1）/4，根據P1和aveRR計算P0的位置，P0 = P1 –aveRR，從而得到經過校準后收縮壓對應的位置：SBP_index = （P0 + P1）/2。

更進一步的，所述上游氣囊和下游氣囊大小的比例為3:1至5:1之間。

更進一步的，測量開始后，將所述比例放氣閥關閉、所述電磁閥打開，所述充氣泵全速對所述上、下游氣囊進行充氣；當所述上、下游氣囊同步加壓到40mmHg時，將所述電磁閥關閉，實現兩個氣囊物理上的斷開，停止對所述下游氣囊的加壓，所述充氣泵的充氣速度由全速降為20mmHg/s；當所述上游氣囊內的壓力大于100mmHg時，所述充氣泵的充氣速度由20mmHg/s降為10mmHg/s。

更進一步的，通過PWM控制比例放氣閥對所述上游氣囊全程進行勻速放氣的放氣速度為3mmHg/s，當所述上游氣囊內檢測到的所述第一壓力傳感器的壓力值小于平均壓MAP的1/2時，打開所述比例放氣閥和電磁閥，將所述上、下游氣囊內的氣體全部放出。

更進一步的，所述平均壓MAP的確定方法是在所述上游氣囊勻速放氣過程中，所述第一壓力傳感器檢測到的上游氣囊振蕩波幅度從小變大再變小的過程中，當幅度達到最大時，此時對應的所述第一壓力傳感器壓力值即為被測動脈的平均壓MAP。

更進一步的，對所述第一壓力傳感器內檢測出的脈搏波峰值進行曲線擬合，進一步校準平均壓MAP，擬合曲線最大值位置處對應的所述第一壓力傳感器值即為校準后的被測動脈的平均壓MAP。

更進一步的，根據計算出的收縮壓SBP和平均壓MAP，利用以下公式先估算出舒張壓：DBP =（3 *MAP– SBP） / 2；在估算出DBP±10mmHg內，以確定幅度包絡線上舒張壓出現位置的搜索范圍index1和index2，在搜索范圍內，包絡線上相鄰點差分絕對值最大的點max_diff對應的第一傳感器壓力值，即為被測動脈的舒張壓DBP。

更進一步的，根據放氣過程中所述第一壓力傳感器檢測到的振蕩波信號，計算相鄰振蕩波信號的間期、求平均aveRR，再轉換為搏/分的方式，即為脈率值，公式如下：PR = 60 * SR / aveRR，其中SR為系統采樣率。

本發明的有益效果：

（一）本發明血壓測量裝置的兩個氣囊通過一個電磁閥實現物理上的聯通和斷開，只需要一個充氣泵即可實現對上下游氣囊的同步加壓，操作簡單且有利于降低硬件成本，同時，在下游氣囊加壓結束后繼續對上游氣囊加壓以及全程對上游氣囊勻速放氣的過程，對上下游氣囊斷開的能夠保證在兩個氣囊內檢測到的振蕩波信號互相不受干擾，便于收縮壓出現時刻的判斷。

（二）本發明血壓測量裝置采用了兩個壓力傳感器，在提高信號檢測靈敏度的同時，避免了麥克風容易受周圍噪聲的影響；并且兩個壓力傳感器的數據采集在時序上同步，以便根據下游氣囊檢測到的第二壓力傳感器振蕩波信號判斷動脈血流打開時，在上游氣囊第一壓力傳感器檢測出的壓力值，從而確定出被測動脈的收縮壓，相比較于采用現有技術中提到收縮壓出現時刻的確定更加準確，尤其是針對頻發早搏、房顫等每搏泵血輸出量不同的心律失常患者，只要能產生動脈血流，即可準確的測量出被測動脈的收縮壓。

（三）本發明血壓測量裝置在加壓過程中采用變速加壓，通過下游氣囊第二壓力傳感器檢測到的振蕩波信號，判斷阻斷被測動脈所需要的壓力，避免加壓過高引起被測者的不適以及低于被測者的收縮壓而導致收縮壓的測量結果低于真實值；在放氣過程中根據檢測到的平均壓，當第一壓力傳感器的壓力值小于平均壓的一半時，打開放氣閥將上下游氣囊內的氣體全部放出，避免放氣壓力過低導致的測量時間過長的情況以及放氣壓力高于被測者舒張壓時而導致舒張壓的測量結果高于真實值。

（四）本發明血壓測量裝置通過下游氣囊第二壓力傳感器檢測出的振蕩波信號，可以精確的定位出動脈血流再次打開的時刻，再通過脈搏間期進行二次修正，有利于提高收縮壓的測量準確度，使誤差控制在2mmHg以內。

附圖說明

圖1為本發明血壓測量裝置的連接示意圖，

圖2為正常人單氣囊內放氣過程的壓力值和振蕩波的示意圖，

圖3為房顫患者單氣囊內放氣過程的壓力值和振蕩波的示意圖，

圖4為頻發早搏單氣囊內放氣過程的壓力值和振蕩波的示意圖，

圖5為本發明血壓測量裝置加壓過程中上游氣囊壓力值和下游氣囊振蕩波的示意圖，

圖6為本發明血壓測量裝置放氣過程中上游氣囊壓力值和下游氣囊振蕩波的示意圖，

圖7為本發明血壓測量裝置放氣過程中上游氣囊內檢測到的壓力值和振蕩波的示意圖。

具體實施方式

下面結合附圖對本發明作進一步描述。以下實施例僅用于更加清楚地說明本發明的技術方案，而不能以此來限制本發明的保護范圍。

如圖1所示，本發明一種血壓測量裝置，由雙氣囊袖帶、雙壓力傳感器、一個充氣泵、一個比例放氣閥、一個電磁閥以及一個MCU控制器、測量結果顯示裝置和語音播報裝置、按鍵組成；并設有連接所述充氣泵、電磁閥和比例放氣閥的控制線路，以及分別連接所述壓力傳感器的若干信號線路。

該測量裝置通過一個充氣泵對袖帶內的兩個氣囊進行充氣；雙壓力傳感器分別檢測上下游氣囊內的壓力值和振蕩波；電磁閥用于實現兩個氣囊之間的物理上的聯通和斷開；比例閥用于上游氣囊勻速放氣；上游氣囊用于通過加壓阻斷動脈血流，并檢測氣囊內的壓力值和振蕩波；下游氣囊用于通過加一個固定的壓力值，檢測血流通過時的振蕩波信號，結合上游氣囊內的壓力值，準確的計算動脈的收縮壓；MCU控制器實現對充氣泵、電磁閥、比例放氣閥的加壓和放氣過程的控制以及實現對收縮壓、舒張壓、平均壓和脈率的計算，并將測量結果送顯示和語音播報裝置；按鍵用于控制測量的開始和結束。

在所述MCU控制器中設置有控制和數據處理程序，所述控制和數據處理程序執行包括以下步驟的血壓測量過程：

步驟一、將所述上、下游氣囊同步加壓到低于一般人舒張壓的一個壓力值，此時停止對所述下游氣囊的加壓，對所述上游氣囊繼續緩慢加壓，并通過所述第二壓力傳感器檢測所述下游氣囊內的振蕩波情況，當大于3倍的脈搏間隔或超過2秒鐘未檢測到振蕩波時，說明所述上游氣囊內的壓力已超過被測動脈收縮壓，被測動脈內的血流已被阻斷，此時停止對所述上游氣囊的加壓，并同時控制所述上游氣囊勻速放氣；

步驟二、 在所述上游氣囊勻速放氣過程中同步采集所述第一壓力傳感器的壓力值和振蕩波，以及所述第二壓力傳感器的振蕩波，根據所述第二壓力傳感器檢測到所述下游氣囊內的振蕩波信號由從無到有時所述上游氣囊中的氣壓，確定被測動脈的收縮壓。

如圖1和圖5~7所示，使用本發明血壓測量裝置測量動脈的收縮壓、舒張壓、平均壓和脈率的方法包括以下步驟：

（1）測量開始后，將比例放氣閥關閉、將電磁閥打開，充氣泵全速對上下游氣囊進行充氣；

（2）當上下游氣囊內的壓力達到40mmHg時，將電磁閥關閉，實現兩個氣囊物理上的斷開，停止對下游氣囊的加壓，充氣泵的充氣速度由全速降為20mmHg/s；

（3）當上游氣囊內的壓力大于100mmHg時，充氣泵的充氣速度降為10mmHg/s；

（4）加壓的過程中，通過第二壓力傳感器檢測下游氣囊內的振蕩波情況，當大于3倍的脈搏間隔或超過2秒鐘未檢測到振蕩波時，見附圖5，說明上游氣囊內的壓力已超過動脈收縮壓，動脈內的血流已被阻斷，關閉充氣泵，停止對上游氣囊的充氣，同時打開比例放氣閥，通過PWM控制實現上游氣囊勻速放氣，放氣速度為3mmHg每秒；

（5）上游氣囊勻速放氣過程中同步采集上游氣囊第一壓力傳感器的壓力值和振蕩波、下游氣囊第二壓力傳感器振蕩波；

（6）如附圖6，當第二壓力傳感器采集到下游氣囊內的振蕩波實現從無到有時，P1的出現證明有血流通過下游氣囊，此時上游氣囊內的壓力由高于被測動脈收縮壓變為 <= 收縮壓，相比較于采用現有技術中提到收縮壓出現時刻的確定更加準確，尤其是針對頻發早搏、房顫等每搏泵血輸出量不同的心律失常患者，只要能產生動脈血流，即可準確的測量出被測動脈的收縮壓；

（7）隨著放氣的進行，連續檢測到P2、P3、P4、P5振蕩波，并計算平均脈搏間期：aveRR = （P5- P1）/4；

（8）根據P1和aveRR計算P0的位置，P0 = P1 –aveRR；

（9）收縮壓對應的位置：SBP_index = （P0 + P1）/2；

（10）收縮壓壓力值：第一壓力傳感器壓力值SBP_index處的值即為被測動脈的收縮壓SBP，經過修正后的收縮壓測量精度在2mmHg以內（該誤差與放氣速度和被測用戶的脈率相關，誤差2mmHg系放氣速度為3mmHg/s，脈率大于30次/分）；

（11）放氣過程中，第一壓力傳感器檢測到的上游氣囊振蕩波，見附圖7，幅度從小變大再變小的過程中，當幅度達到最大時，此時對應的第一壓力傳感器壓力值即為被測動脈的平均壓MAP；

（12）當上游氣囊內檢測到的第一壓力傳感器的壓力值小于平均壓MAP的1/2時，打開比例閥和電磁閥，將上下游氣囊內的氣體全部放出；

（13）平均壓MAP的二次修正：見圖7，計算第一壓力傳感器檢測到振蕩波幅值的上包絡線，包絡線最大值對應的第一傳感器壓力值即為修正后的平均壓MAP；

（14）舒張壓DBP的計算：根據計算出的SBP和MAP，利用以下公式先估算出舒張壓：DBP =（3 *MAP– SBP） / 2；在估算出DBP±10mmHg內，以確定幅度包絡線上舒張壓出現位置的搜索范圍index1和index2，見圖7；在搜索范圍內，包絡線上相鄰點差分絕對值最大的點max_diff對應的第一傳感器壓力值，即為被測動脈的舒張壓DBP；

（15）脈率PR的計算：見圖7，采用第一壓力傳感器檢測到的振蕩波信號，計算相鄰振蕩波信號的間期、求平均aveRR，再轉換為搏/分的方式，公式如下：PR = 60 * SR / aveRR，其中SR為系統采樣率。

最后應說明的是：顯然，上述實施例僅僅是為清楚地說明本發明所作的舉例，而并非對實施方式的限定。例如本發明實施例中血壓測量裝置的測量結果顯示裝置、語音播報裝置和按鍵可根據實際需要進行選擇、替換和省略。對于所屬領域的普通技術人員來說，在上述說明的基礎上還可以做出其它不同形式的變化或變動。這里無需也無法對所有的實施方式予以窮舉。而由此所引申出的顯而易見的變化或變動仍處于本發明的保護范圍之中。