专利名称：一种无创电子血压检测方法及装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于诊断目的的检测血压、脉率的方法和装置，尤其涉及一种可准确校正零点压力检测血压的方法以及采用拟合恢复振荡脉搏波趋势包络算法，对电子血压检测过程中的数据进行处理的方法和装置。
背景技术：
现有技术中无创血压检测方法都是采用基于袖带脉搏波的振荡方法。人体血压的无创检测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。系统的软件在完成上述充、放气控制的同时，还把放气过程中各个台阶上检测到的袖带压和袖带内脉搏波与特征波识别，恢复基于这个特征脉搏波的袖带振荡波趋势包络曲线。不同的设备厂家采用的恢复方法不尽相同。因恢复方法对形成包络曲线有直接影响，从而很大程度上它将决定人体血压检测的准确度。目前主要被使用的方法是，先采用线性插值方法来恢复台阶之间的脉搏波振幅值，再采用多点滑动平均法来消除异常波动，由此线性拟合出脉搏波幅度包络曲线。
目前在电子血压检测设备中绝大多数是使用了基于振荡法的血压检测方法，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，但计算方法是通过检测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)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)。
电子血压检测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。其中检测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来确定。连续均匀放气形式将增加血压检测过程的时间，对手臂运动、体位变化的影响也难于克服，其应用受到一定限制，而台阶放气形式将减少血压检测时间，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检测中大多采用台阶放气形式。
现有技术的缺点无创血压检测的振荡方法实现应依靠硬件和软件的综合来完成血压检测，其中硬件部分主要考虑一是对袖带压力和压力脉搏波信号的放大，二是袖带压另一路独立的过压保护电路，三是数字电路部分，目前所了解的硬件部分主要缺陷有A、带压力的检测需要定时的校零操作，目前大多是直接在袖带没有充气的条件下自动校零，但由于电路漂移存在和在多次血压检测过程中很难保证袖带内静压力能降低到接近“零”的压力值，这将导致一是可能的校零失败；二是校零成功但仍可能产生因零点偏移所引发的压力值偏差，总之会影响袖带压力检测的准确性。
B、根据安全的要求，血压检测过程中需要具有两套独立的定时系统来确保检测时间的限制，目前血压检测模块通常是模决自身有一套定时系统，并提供一个接口与外部所提供一个定时触发端口相连，通过上位机的定时功能来实现另一套独立定时系统，也能完成独立计时的安全要求，但这个血压模块没有实现完整的安全独立定时系统，需要上位机的配合，这样将给血压模块的安全应用带来隐患。
C、由于实际放气过程中所产生的袖带脉搏波的幅度改变趋势是由小到大，到达幅度极值后再由大到小，形成非对称并且非线性曲线包络趋势，所以用线性趋势来拟合存在一定的缺陷，不能准确恢复脉搏波幅度变化包络曲线，不利于准确计算后续的平均压、收缩压和舒张压。
发明内容
本发明所要解决的技术问题是为了避免现有技术的不足之处而提出一种新的无创电子血压检测方法及装置。该方法和装置在袖带与第一压力传感器之间添设三通电磁阀，该阀一个常通气口通过延长气管与袖带连接，其常闭气口与空气相通，这样就实现了在进行血压检测时，第一压力传感器与整个气路联通，实时感应气路内的压力，亦使得定期能在每次进行血压检测过程中和血压检测的间期，通过对这个三通阀的加电切换，使得上述的第一压力传感器可以直接与外界大气联通，可以准确地得到“零压力”校准值，实现袖带压力检测的无内部气路参与的“零压力”的定期自动校准，完成袖带压力的准确检测。
同时，新增一路独立定时电路，由一微处理器或两个固定180秒±5秒的时限定时器电路串接组成，这个触发器的输入端与血压模块的主微处理器(MCU)的一个I/O口连接，其中当一个来自主MCU的启动脉冲时启动这个限时计时器工作，当再次接收一个中止脉冲时将终止上述限时计时器工作，另外在其输入端有一个延迟门电路，防止在上电时产生触发脉冲异常启动定时操作。
由于每个采样点数据包括压力脉搏波幅值及其对应的袖带压力值，对于常用的台阶放气形式，系统软件根据检测到的脉搏波幅度来控制每次台阶压力的减低值，会使各相邻采样点的袖带压力差值不等。因此为了精确恢复包络和便于计算，本发明选择适当的步进差值，在各个采样点，利用逐点移动分段多次曲线拟合和非线性插值的方法，产生一系列相邻等压力差值的袖带压力所对应的脉搏波幅值，并存储之；再逐点令曲线平滑，产生恢复后的脉搏波振荡包络趋势；找出该趋势曲线的最大值点，即为平均压位置点。
本发明解决所述技术问题通过采用以下技术方案来实现实施一种无创电子血压检测方法，基于包括袖带、充气泵、第一压力传感器、第二压力传感器、快放气电磁阀、主微处理器、显示屏、通讯接口以及上位机构成的系统，其特征在于，所述方法包括步骤a.首先，在袖带和第一压力传感器之间添设三通电磁阀；b.之后，系统通电开始工作时，先使电磁阀工作于第一压力传感器接通大气的状态，第一压力传感器进行零点校准检测；c.零点校准结束后，使电磁阀工作于第一压力传感器接通袖带的状态，进行血压检测时，启动充气泵开始向袖带加压，上位机通过通讯接口接收数据并显示显示袖带内压力或由显示屏显示袖带内压力，当袖带内压力达到设定值后，充气过程停止；d.系统打开/关闭放气电磁阀，根据设定的速率放气，并检测是否有脉搏信号出现；e.检测到有脉搏信号出现；主微处理器根据固化软件所确定的非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法进行数据处理，并在显示屏或上位机上显示测得的血压值；f.在检测过程中，遇到超时或过压现象，系统立即打开放气电磁阀、关闭充气泵，将袖带压力泄放，保证使用安全，并使主微处理器重新复位；g.一次检测正常结束后，打开放气电磁阀，将袖带压力泄放，关闭放气电磁阀；h.再次进行血压检测时，从步骤c开始循环，并定期从步骤b开始循环。
上述方法步骤a在袖带和第一压力传感器之间添设三通电磁阀包括步骤a.将三通电磁阀的公共通气口接第一压力传感器，常通气口接袖带，常闭气口与大气连通；b.设置三通阀驱动电路，该电路由主微处理器控制；c.主微处理器对三通阀驱动电路控制的管脚通过输出高电平和低电平，使电磁阀工作于公共通气口与常通气口通路、与常闭气口阻塞的状态和公共通气口与常闭气口通路、与常通气口阻塞的状态。
无创方法步骤f所述检测过程中，遇到超时或过压现象，系统立即关闭充气泵、打开快放气电磁阀，是在系统中设置一独立定时电路，所述独立定时电路由主微处理器控制启动，计时时间一到便输出一控制信号到过压超时控制电路，该电路立即打开快放气电磁阀、关闭充气泵，将袖带压力泄放。
无创方法步骤e所述主微处理器100根据固化软件所确定的非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法进行数据处理，先是通过气路加压使袖带压力达到预定值；再通过软件控制其放气的同时采样各点的压力脉搏波幅值Y和袖带压力值X；随后的步骤包括a.以所述采样的首个采样点X0、Y0为初始值，选择一个压力步长Δ，便于后续以所有采样点Xn、Yn为处理中间值进行趋势项拟合时，产生Xm、Ym插值点数据，其中n，m为自然数，Xm＝X0-mΔ；b.基于所述采样点，依次逐一移动选取至少3个相邻采样点的数据，分别进行如下处理，直至最后一个采样点被选择处理以所述至少3点构造多次曲线进行分段趋势项拟合，在选定顺序位置(第一和第二，或第二和第三，或其它)的两相邻采样点之间，产生趋势插值点Xm、Ym，并依次存储之，其中Xm介于该所述两采样点的袖带压力值区间，n、m在此过程中逐一递增；c.以所述存储的各点脉搏波幅值为中间值进行平滑处理逐一移动对所述各点幅值，使之与至少2个相邻点的幅值一起加权平均，得到该点平滑后的幅值，并存储之。
d.在所述存储的平滑后曲线数据中查询最大脉搏波幅值，以该位置为基准选取其左右分别1点及以上的数据，与之共同构造多次曲线，计算该多次曲线的最大值，作为振荡脉搏波趋势包络曲线的极值，所对应的袖带压力为平均压。
所述非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法的步骤b中，是逐点移动分段采用3个相邻采样点的数据构造二次拟合曲线，在每第1点袖带压力值至第2点的袖带压力值止，产生所述范围内的预定袖带压力值X0-mΔ处的压力脉搏波幅度插值的。
所述非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法的步骤c中，对每个存储点的脉搏波幅值，是取其左右各2点脉搏波幅值数据，与之一起算数平均作平滑的。
所述非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法的步骤d中，是以最大脉搏波幅值的位置为基准，选取压力递增方向相邻1个点数据，压力递减方向相邻2个点数据，与之以最小二乘法共同构造二次曲线，并求其极值的。
所述非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法的步骤d中，是以最大脉搏波幅值的位置为基准，选取左右相邻各1个点数据，与之共同构造二次曲线，并求其极值的。
本发明还可以通过以下的技术方案进一步实施根据上述方法设计制造一种无创电子血压检测装置，包括袖带、充气泵、第一压力传感器、第二压力传感器、快放气电磁阀、慢放气电磁阀、主微处理器、显示屏和通讯接口，尤其是还包括三通电磁阀，所述三通电磁阀接在袖带和第一压力传感器之间。
所述快放气电磁阀接快阀驱动电路，所述快阀驱动电路的输入端接主微处理器和过压超时控制电路，所述过压超时控制电路的另一输入端接独立定时电路的输出。
所述独立定时电路包括第二微处理器，所述第二微处理器的两个I/O引脚与主微处理器的两个I/O引脚连接，并通过软件方式实现定时、触发功能，接受主微处理器的延时启动、延时终止指令和成人/新生儿设置指令，第二微处理器还有一个引脚输出超时信号至过压超时控制电路。
所述通讯接口是RS232接口，还可以是USB接口。
所述第一压力传感器的输出连接仪表放大器电路，该仪表放大器电路的输出一路作为压力信号输入至A/D转换电路，另一路经前放大器、后放大器放大作为脉搏信号也输入至A/D转换电路。
所述增益控制及参考电压电路可以由三2选1双向模拟开关数字电路4053为主构成。
所述前放大器有一输入电阻，另有一电阻通过增益控制及参考电压电路与输入电阻并联或不关联，以调节放大倍数，并联或不关联是由主微处理器输出的SETP、AN_MODE信号控制增益控制及参考电压电路的A、B、C引脚所决定的。
所述后放大器也有一输入电阻，也另有一电阻通过增益控制及参考电压电路与该输入电阻并联或不关联，调节后放大器的放大倍数，并联或不关联也是由主微处理器输出的SETP、AN_MODE信号控制增益控制及参考电压电路的A、B、C引脚所决定的。
数字电路4053的控制引脚A、B、C接入主微处理器，数字电路4053一个输出引脚X通过一电阻连接输出放大器的反向输入端，其相应输入引脚X1接参考电压V1.25，引脚X0接参考电压V2.0，不同的参考电压使得输出放大器的门限阈值也不同。
所述第二压力传感器的输出连接由上放大器、下放大器、输出放大器构成的组合仪表放大电路，该电路的输出经场效应晶体管驱动输出过压信号OP，过压信号OP接过压超时控制电路。
所述过压超时控制电路包括两只反向器和两只或非门数字电路，由独立定时电路输出的超时信号OT和由输出放大器输出的过压信号OP接入到过压超时控制电路的输入端，该电路的输出接快阀驱动电路以及慢阀驱动电路，一旦袖带压力超限，立即打开阀门卸压，保证安全。
本发明与现有技术的电路设计相比较，第一个优点为优化了气路连接结构，实现袖带压力自动、准确的“零压力点”的无气路残余压力影响的自动校准，增加袖带压力检测的准确性。
第二个优点是采用了一套定时电路实现了血压检测过程中的独立时限定时功能，真正实现模块级的独立定时，增强了血压检测过程中的安全保证。
第三个优点利用本发明方法，能准确恢复脉搏波幅度变化趋势包络，使取得的平均压更能符合临床的实际情况。
图1是本发明所述方法和装置的构成原理方框图；图2、图3、图4是本发明所述方法的流程图；图5是本发明所述装置中独立定时电路的电原理图；图6是本发明所述装置中传感器及其放大器电路的电原理图；图7是本发明脉搏波幅度变化趋势包络示意图；图8是本发明非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法数据处理流程图。
具体实施例方式
下面结合附图和最佳实施例对本发明做进一步详尽的描述。
如图1～图4所示实施一种无创电子血压检测方法，基于包括袖带10、充气泵50、第一压力传感器30、第二压力传感器40、快放气电磁阀60、慢放气电磁阀70、主微处理器100、显示屏110、通讯接口120以及上位机200构成的系统，所述方法包括步骤a.首先，在袖带10和第一压力传感器30之间添设三通电磁阀20；b.之后，系统通电开始工作时，先使电磁阀20工作于第一压力传感器30接通大气的状态，第一压力传感器30进行零点校准检测；c.零点校准结束后，使电磁阀20工作于第一压力传感器30接通袖带10的状态，进行血压检测时，启动充气泵50开始向袖带10加压，上位机200通过通讯接口120接收数据并显示袖带10内压力，或由显示屏110显示袖带内压力，当袖带10内压力达到设定值后，充气过程停止；d.系统打开/关闭快放气电磁阀60和慢放气电磁阀70，根据设定的速率放气，并检测是否有脉搏信号出现；
e.检测到有脉搏信号出现；主微处理器100根据固化软件所确定的非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法进行数据处理，并在显示屏110或上位机200上显示测得的血压值；f.在检测过程中，遇到超时或过压现象，系统立即关闭充气泵50，打开快放气电磁阀60，将袖带10内压力泄放，保证使用安全；并使得主微处理器100重新复位；g.一次检测结束，打开快放气电磁阀60，将袖带10压力泄放，关闭快放气电磁阀60；h.再次进行血压检测时，从步骤c开始循环，并定期从b开始循环。步骤a所述在袖带10和第一压力传感器30之间添设三通电磁阀20包括步骤a.将三通电磁阀20的公共通气口接第一压力传感器30，常通气口接袖带10，常闭气口与大气连通；b.设置三通阀驱动电路21，该电路21由主微处理器100控制；c.主微处理器100对三通阀驱动电路21控制的管脚通过输出高电平和低电平，使电磁阀20工作于公共通气口与常通气口通路、与常闭气口阻塞的状态和公共通气口与常闭气口通路、与常通气口阻塞的状态。
参照图1、图5，无创方法步骤f所述检测过程中，遇到超时或过压现象，系统立即关闭充气泵50、打开快放气电磁阀60，是在系统中设置一独立定时电路45，所述独立定时电路45由主微处理器100控制启动，计时时间一到便输出一超时信号OT到过压超时控制电路46，该电路46立即打开快放气电磁阀60、关闭充气泵50，将袖带压力泄放。
参照图7、图8，无创方法步骤e所述主微处理器100根据固化软件所确定的非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法进行数据处理，先是通过气路加压使袖带压力达到预定值；再通过软件控制其放气的同时采样各点的压力脉搏波幅值Y和袖带压力值X；随后的步骤包括a .以所述采样的首个采样点X0、Y0为初始值，选择一个压力步长Δ，便于后续以所有采样点Xn、Yn为处理中间值进行趋势项拟合时，产生Xm、Ym插值点数据，其中n，m为自然数，Xm＝X-mΔ；b.基于所述采样点，依次逐一移动选取至少3个相邻采样点的数据，分别进行如下处理，直至最后一个采样点被选择处理以所述至少3点构造多次曲线进行分段趋势项拟合，在选定顺序位置(第一和第二，或第二和第三，或其它)的两相邻采样点之间，产生趋势插值点Xm、Ym，并依次存储之，其中Xm介于该所述两采样点的袖带压力值区间，n、m在此过程中逐一递增；c.以所述存储的各点脉搏波幅值为中间值进行平滑处理逐一移动对所述各点幅值，使之与至少2个相邻点的幅值一起加权平均，得到该点平滑后的幅值，并存储之。
d.在所述存储的平滑后曲线数据中查询最大脉搏波幅值，以该位置为基准选取其左右分别1点及以上的数据，与之共同构造多次曲线，计算该多次曲线的最大值，作为振荡脉搏波趋势包络曲线的极值，所对应的袖带压力为平均压。
所述非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法的步骤b中，是逐点移动分段采用3个相邻采样点的数据构造二次拟合曲线，在每第1点袖带压力值至第2点的袖带压力值止，产生所述范围内的预定袖带压力值X0-mΔ处的压力脉搏波幅度插值的。
所述非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法的步骤c中，对每个存储点的脉搏波幅值，是取其左右各2点脉搏波幅值数据，与之一起算数平均作平滑的。
所述非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法的步骤d中，是以最大脉搏波幅值的位置为基准，选取压力递增方向相邻1个点数据，压力递减方向相邻2个点数据，与之以最小二乘法共同构造二次曲线，并求其极值的。
所述非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法的步骤d中，是以最大脉搏波幅值的位置为基准，选取左右相邻各1个点数据，与之共同构造二次曲线，并求其极值的。
如图1所示，根据上述方法设计制造一种无创电子血压检测装置的最佳实施例，包括袖带10、充气泵50、第一压力传感器30、第二压力传感器40、快放气电磁阀60、慢放气电磁阀70、主微处理器100、显示屏110和通讯接口120，尤其是还包括三通电磁阀20，所述三通电磁阀20接在袖带10和第一压力传感器30之间。
所述三通电磁阀20的公共通气口接第一压力传感器30，常通气口接袖带10，常闭气口与大气连通。
还如图1所示，在最佳实施例中，所述快放气电磁阀60接快阀驱动电路61，所述快阀驱动电路61的输入端接主微处理器100和过压超时控制电路46输出端，所述过压超时控制电路46的一输入端接独立定时电路45的输出。
如图5所示，在最佳实施例中，所述独立定时电路45包括第二微处理器U2，U2选用MSP430微处理器，U2通过软件方式实现定时、触发功能，所述第二微处理器U2的两个I/O引脚与主微处理器100的两个I/O引脚连接，接受主微处理器100的延时启动、延时终止指令和成人/新生儿设置指令，第二微处理器U2还有一个引脚输出超时信号OT至过压超时控制电路46。
所述通讯接口120在最佳实施例中选用RS232接口，当然也可以选用USB接口。
如图6和图1所示，所述第一压力传感器30的输出连接仪表放大器电路31，该仪表放大器电路31的输出一路作为压力信号(CUFFPRESS)输入至A/D转换电路35，另一路经前放大器32、后放大器33放大后作为脉搏信号(PULSEWAVE)也输入至A/D转换电路35。
第一压力传感器30的输出接入仪表放大器31的端口2、端口3，第一压力传感器30的输入引线4接入运算放大器U3A的端口7，第一压力传感器30的引线2与引线5并联接入运算放大器U3A的端口3，运算放大器U3A引脚2接地，引脚6接电源Vcc并通过电容C1接地AGND，第一压力传感器30的引脚6接地，仪表放大器31的引脚1接电阻R1后接入仪表放大器31的引脚8，仪表放大器31的引脚7接电源Vcc，并通过电容C2接地，仪表放大器31的引脚4接地，仪表放大器31的引脚5接在电阻R2和R3之间，其中R2的另一端接Vcc，R3的另一端接地，仪表放大器31的输出脚6分两路，一路通过电位器TR1与电阻R4串连分压输出到电阻R12，并接电容C22到地，同时输出压力信号CuffPress，另一路通过隔直电容E1连接电阻R5，并通过R5输入到前放大器32。同时在前放大器32上还实现了程控的增益选择，确保在不同应用模式下(成人/新生儿)设置有不同的增益。在最佳实施例中的做法是前放大器32有输入电阻R5，另有一电阻R6通过增益控制及参考电压电路44与电阻R5并联或不关联，并联或不关联是由主微处理器100的SETP、AN_MODE信号控制增益控制及参考电压电路44的A、B、C引脚所决定的。
后放大器33也有输入电阻R8，另有一电阻R9通过增益控制及参考电压电路44与电阻R8并联或不关联，并联或不关联也是由主微处理器100的SETP、AN_MODE信号控制增益控制及参考电压电路44的A、B、C引脚所决定的。输入电阻阻值的大小决定放大器发达倍数的大小，主微处理器100在工作过程中根据需要控制电阻R6、R9是否并联在输入电阻上。
所述增益控制及参考电压电路44由三2选1双向模拟开关数字电路4053为主构成，其控制引脚A、B、C接入主微处理器100，其输出引脚X通过电阻R28连接输出放大器43的反向输入端，其输入引脚X1接参考电压V1.25，引脚X0接参考电压V2.0，不同的引入电压使得输出放大器43的门限阈值也不同。模拟开关数字电路4053的引脚7、8和6接地AGND，引脚9接STEP是来自CPU的一个端口，以完成对引脚4与引脚3或5的连接和断开，引脚10和11并联后连接到AN_MODE是来自CPU的一个端口，以完成引脚15连接到引脚1或2，引脚14连接到引脚13或12的同步切换。
如图1、图6和图5所示，所述第二压力传感器40的输出连接由上放大器41构成的电压跟随器和由下放大器42构成的前置放大器，下放大器42的输出和增益控制及参考电压电路44的一个输出“X”分别接入到输出放大器43的两个输入端，该输出放大器43的输出经场效应晶体管Q7驱动输出过压信号OP，过压信号OP接过压超时控制电路46。达到检测袖带压力是否超过预定的保护压力点，确保受试者安全的目的。
过压保护的过程是由第二压力传感器40的引脚1通过R18与电源输入VI连接，稳压管D1与电容C5并联接入地AGND，第二压力传感器40的引脚3也接入地AGND，第二压力传感器40的引脚4接到上放大器41的引脚3，引脚4通过电阻R26接到引脚5，这个引脚4同时还通过电阻R24与电位器TR2串连后连接到下放大器42的引脚8，第二压力传感器40的引脚2接到的下放大器42的引脚1，其引脚8通过电阻R25接到引脚7，该引脚7通过电阻R27连接到输出放大器43的引脚4，该引脚4又通过电阻R28连接到三2选1双向模拟开关数字电路4053的引脚14，并进一步通过三2选1双向模拟开关数字电路4053的引脚13或12分别连接到参考电压V1.25和V2.5，下放大器42的引脚5通过R29与输出放大器43的引脚3连接，同时输出放大器43的引脚3又通过电阻R30和电阻R31分别与地GND和引脚5相连接，输出放大器43的引脚3和4之间通过电容C49相连，输出放大器43的引脚5与场效应管Q7的引脚1连接，场效应管Q7的引脚1又通过电阻R35与引脚2连接，并与地AGND接通，场效应管Q7的引脚3通过电阻R54与电源Vcc连接，这个引脚3同时也是过压信号OP的输出。
第二压力传感器40的输出一路接由上放大器41构成的电压跟随器，电压跟随器的输出接入下放大器42的反相输入端，下放大器42的同相输入端接第二压力传感器40的另一路输出，完成静态袖带压力的前置放大，这个放大电路的输出端连接到输出放大器43的同相输入端，同时在这个输出放大器43的反相输入端接入可调的参考电压，这样就可以实现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。
如图5和图1所示，所述过压超时控制电路46包括反向器U4-1、U4-2和或非门数字电路U3-1、U3-2，由独立定时电路45输出的超时信号OT和由输出放大器43输出的过压信号OP接入到过压超时控制电路46的输入端，该电路46的输出接快阀驱动电路61以及慢阀驱动电路71。
所述通讯接口120在最佳实施例中采用RS232接口，在其他实施例中还可以选用USB接口。
如图5所示的最佳实施例所述独立定时电路45的启动计时输入端接主微处理器100的P02接口。图中的第二微处理器U2由TI的MSP430型单片机构成，由MSP430的系统软件完成计时，当U2检测到启动定时器信号时，即启动软件计时器；当U2检测到终止定时器信号时，即终止软件计时器；这个软件计时器的限制将依赖于应用模式设置即成人/新生儿模式设置，成人模式为180±1秒，新生儿模式为90±1秒。
当然上述计时器还可以采用模拟器件或数字电路实现同样的功能。
在本发明的最佳实施例中，微处理器U2的一个I/O口P1.0连接超时控制电路46的输入端，当系统处在除检测状态以外的其它待命状态时，这个端口保持低电平，而当系统处在正常检测工作状态时这个端口将输出一个高电平，并保持一直到本次检测过程结束，这个端口再次回到低电平继续保持待命状态。当超时控制电路46的一输入端处在低电平时，计时器处在停止计时状态，只有当计时器的计时超过限时(如180±1秒(成人)或90±1秒(新生儿))时这个端口才有输出，启动放气电磁阀70、终止充气泵50，并通知主微处理器100。
主微处理器100中固化的系统软件负责检测过程中的监控，数据处理，结果计算，以及对上位控制系统的通讯。检测时，系统先通过气路加压使袖带压力达到预定值，再通过软件控制其放气，同时采样各点的压力脉搏波幅值和相应的袖带压力值，放气形式为台阶放气或连续放气，如图7所示，采样到的数据以袖带压力为横轴，振荡脉搏波幅度为纵轴，这样有离散点数据A(X，Y)、B(X，Y)、C(X，Y)......，图中所示XA、XB、XC......为非等差袖带压力采样值。在拟合恢复曲线包络时，为了便于计算和精细拟合，本方法通过非线性插值，使得到代表曲线包络的一系列等压力间隔的数据点(X0，Y0)，(X1，Y1)，(X2，Y2)，(X3，Y3)......其中X1-X0＝X2-X1＝X3-X2＝......＝Δ，再行计算处理。
如图8所示，具体处理流程包括以下步骤a.以首个采样点的袖带压力X0、Y0为初始值，选择一个压力步长Δ，便于后续以所有采样点Xn、Yn为处理中间值进行趋势项拟合时，产生Xm、Ym插值点数据，其中n，m为自然数，Xm＝X0-mΔ；b.基于所述采样点，依次逐一移动选取3个相邻采样点的数据，以之构造二次曲线进行分段趋势项拟合，在每第1点袖带压力值至第2点的袖带压力值止，产生该范围内的各预定袖带压力插值X0-mΔ处的压力脉搏波幅度插值Ym，并依次存储之；m在此过程中逐一递增；c.以所述存储的各点脉搏波幅值为中间值进行平滑处理逐一移动对所述各点幅值Yn，使之与相邻左右各2个点的幅值一起加权平均进行平滑，得到该点平滑后的幅值，并存储之；d.在所述存储的平滑后数据中查询最大脉搏波幅值，以该位置为基准选取其左右分别1点以上的数据，与之共同构造多次曲线，计算该多次曲线的最大值，作为振荡脉搏波趋势包络曲线的极值，所对应的袖带压力为平均压。
其中，步骤a中步差Δ可以依测试人体的不同在3-5mmHg压差范围内选值。
步骤b中的二次曲线用3点拟合，可表示为Y＝anX2+bnX+cn并满足Yn＝Y(Xn)，Yn+1＝Y(Xn+1)，Yn-1＝Y(Xn-1)由此确定an、bn、cn并进一步推算出X0-mΔ≤Xn压力处的Ym数据。如果系统有足够的资源和运算速度，可以用3点以上的数据构造多次拟合曲线，进行非线性插值。
除了示例采用的在每一分段的首两个采样点之间插值，也可以采用在后两个采样点之间插值；在以所有采样点Xn、Yn为处理中间值进行分段趋势项拟合时，一般因为采样点足够多，从而可以允许放弃在最后两个采样点间或最先两个采样点间进行插值。
步骤c中平滑滤波处理，采用相邻点的滚动加权平均方法，以5点为例，实践中不排除3点或4点的加权平均。所述加权平均也可以简化为算术平均。
为使数据更准确，上述步骤d可以进一步处理，如图7所示依据查询到的极大值位置，往压力递增方向选相邻1个数据点，压力递减方向选相邻2个数据点，使趋势较陡一端的数据点较多，以确保上升沿的趋势权重；再依据上述的4个数据点，用最小二乘法构造二次曲线，该曲线的顶点确认为脉搏波幅度趋势包络的极值，对应着平均压；依此幅度极值还可以进一步计算收缩压和舒张压对应的幅度，从而依此包络推算收缩压和舒张压。
系统软件的数据采集与预处理程序模块在使用本发明方法时，还结合对脉搏波进行基准波的识别和幅度的计算和判断，只有在出现正常的趋势性脉搏时，才可以进行后续的脉搏拟合和插值运算，以及进一步的血压计算，而未能发现正常的趋势性的脉搏时，将继续寻找脉搏波或报异常，并产生相应的错误信息，该处理过程不在本发明目的之内，未加阐述。
实践证明，本发明优化了气路连接结构，实现袖带压力自动、准确的的无残余压力影响的“零压力点”自动校准，增加了袖带压力检测的准确性。
同时，本发明采用了一套定时电路实现了血压检测过程中的独立时限定时功能，真正实现了模块级的独立定时，增强了血压检测过程中的安全保证。
本发明中采用非线性拟合来恢复振荡波的趋势包络，可以准确地实现极值脉搏波的获取以及对平均压的定位；临床验证，取得的平均压更能符合测试的实际情况，特别是能有效处理台阶放气获得的数据，从而缩短测试过程，有利于安全。
权利要求
1.一种无创电子血压检测方法，基于包括袖带(10)、充气泵(50)、第一压力传感器(30)、第二压力传感器(40)、快放气电磁阀(60)、慢放气电磁阀(70)主微处理器(100)、显示屏(110)、通讯接口(120)以及上位机(200)构成的系统，其特征在于，所述方法包括步骤a.首先，在袖带(10)和第一压力传感器(30)之间添设三通电磁阀(20)；b.之后，系统通电开始工作时，先使电磁阀(20)工作于第一压力传感器(30)接通大气的状态，第一压力传感器(30)进行零点校准检测；c.零点校准结束后，使电磁阀(20)工作于第一压力传感器(30)接通袖带(10)的状态，进行血压检测时，启动充气泵(50)开始向袖带(10)加压，上位机(200)通过通讯接口(120)接收数据并显示袖带(10)内压力，或由显示屏(110)显示袖带内压力，当袖带(10)内压力达到设定值后，充气过程停止；d.系统打开/关闭快放气电磁阀(60)和慢放气电磁阀(70)，根据设定的速率放气，并检测是否有脉搏信号出现；e.检测到有脉搏信号出现；主微处理器(100)根据固化软件所确定的非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法进行数据处理，并在显示屏(110)或上位机(200)上显示测得的血压值；f.在检测过程中，遇到超时或过压现象，系统立即关闭充气泵(50)，打开快放气电磁阀(60)，将袖带(10)内压力泄放，保证使用安全；并使得主微处理器(100)重新复位；g.一次检测结束，打开快放气电磁阀(60)，将袖带(10)压力泄放，关闭快放气电磁阀(60)；h.再次进行血压检测时，从步骤c开始循环，并定期从b开始循环。
2.根据权利要求1所述的无创电子血压检测方法，其特征在于步骤a所述在袖带(10)和第一压力传感器(30)之间添设三通电磁阀(20)包括步骤a.将三通电磁阀(20)的公共通气口接第一压力传感器(30)，常通气口接袖带(10)，常闭气口与大气连通；b.设置三通阀驱动电路(21)，该电路(21)由主微处理器(100)控制；c.主微处理器(100)对三通阀驱动电路(21)控制的管脚通过输出高电平和低电平，使电磁阀(20)工作于公共通气口与常通气口通路、与常闭气口阻塞的状态和公共通气口与常闭气口通路、与常通气口阻塞的状态。
3.根据权利要求1所述的无创电子血压检测方法，其特征在于步骤f所述检测过程中，遇到超时或过压现象，系统立即关闭充气泵(50)、打开快放气电磁阀(60)，是在系统中设置一独立定时电路(45)，所述独立定时电路(45)由主微处理器(100)控制启动，计时时间一到便输出一控制信号到过压超时控制电路(46)，该电路(46)立即打开快放气电磁阀(60)、关闭充气泵(50)，将袖带压力泄放。
4.根据权利要求1所述的无创电子血压检测方法，其特征在于步骤e所述主微处理器(100)根据固化软件所确定的非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法进行数据处理，先是通过气路加压使袖带压力达到预定值；再通过软件控制其放气的同时采样各点的压力脉搏波幅值Y和袖带压力值X；随后的步骤包括a.以所述采样的首个采样点X0、Y0为初始值，选择一个压力步长Δ，便于后续以所有采样点Xn、Yn为处理中间值进行趋势项拟合时，产生Xm、Ym插值点数据，其中n，m为自然数，Xm＝X0-mΔ；b.基于所述采样点，依次逐一移动选取至少3个相邻采样点的数据，分别进行如下处理，直至最后一个采样点被选择处理以所述至少3点构造多次曲线进行分段趋势项拟合，在选定顺序位置(第一和第二，或第二和第三，或其它)的两相邻采样点之间，产生趋势插值点Xm、Ym，并依次存储之，其中Xm介于该所述两采样点的袖带压力值区间，n、m在此过程中逐一递增；c.以所述存储的各点脉搏波幅值为中间值进行平滑处理逐一移动对所述各点幅值，使之与至少2个相邻点的幅值一起加权平均，得到该点平滑后的幅值，并存储之。d.在所述存储的平滑后曲线数据中查询最大脉搏波幅值，以该位置为基准选取其左右分别1点及以上的数据，与之共同构造多次曲线，计算该多次曲线的最大值，作为振荡脉搏波趋势包络曲线的极值，所对应的袖带压力为平均压。
5.根据权利要求4所述无创电子血压检测方法中的非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法，其特征在于所述步骤b中，是逐点移动分段采用3个相邻采样点的数据构造二次拟合曲线，在每第1点袖带压力值至第2点的袖带压力值止，产生所述范围内的预定袖带压力值X0-mΔ处的压力脉搏波幅度插值的。
6.根据权利要求4所述无创电子血压检测方法中的非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法，其特征在于所述步骤c中，对每个存储点的脉搏波幅值，是取其左右各2点脉搏波幅值数据，与之一起算数平均作平滑的。
7.根据权利要求4所述无创电子血压检测方法中的非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法，其特征在于所述步骤d中，是以最大脉搏波幅值的位置为基准，选取压力递增方向相邻1个点数据，压力递减方向相邻2个点数据，与之以最小二乘法共同构造二次曲线，并求其极值的。
8.根据权利要求4所述无创电子血压检测方法中的非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法，其特征在于所述步骤d中，是以最大脉搏波幅值的位置为基准，选取左右相邻各1个点数据，与之共同构造二次曲线，并求其极值的。
9.一种无创电子血压检测装置，包括袖带(10)、充气泵(50)、第一压力传感器(30)、第二压力传感器(40)、快放气电磁阀(60)、慢放气电磁阀(70)、主微处理器(100)、显示屏(110)和通讯接口(120)，其特征在于还包括三通电磁阀(20)，所述三通电磁阀(20)接在袖带(10)和第一压力传感器(30)之间。
10.根据权利要求9所述无创电子血压检测装置，其特征在于所述快放气电磁阀(60)接快阀驱动电路(61)，所述快阀驱动电路(61)的输入端接主微处理器(100)和过压超时控制电路(46)，所述过压超时控制电路(46)的一输入端接独立定时电路(45)的输出。
11.根据权利要求10所述无创电子血压检测装置，其特征在于所述独立定时电路(45)包括第二微处理器U2，U2通过软件方式实现定时、触发功能，所述第二微处理器U2的两个I/O引脚与主微处理器(100)的两个I/O引脚连接，接受主微处理器(100)的延时启动、延时终止指令和成人/新生儿设置指令，第二微处理器U2还有一个引脚输出超时信号OT至过压超时控制电路(46)。
12.根据权利要求9所述无创电子血压检测装置，其特征在于所述三通电磁阀(20)的公共通气口接第一压力传感器(30)，常通气口接袖带(10)，常闭气口与大气连通。
13.根据权利要求9所述无创电子血压检测装置，其特征在于所述通讯接口(120)是RS232接口。
14.根据权利要求9所述无创电子血压检测装置，其特征在于所述通讯接口(120)是USB接口。
15.根据权利要求9所述无创电子血压检测装置，其特征在于所述第一压力传感器(30)的输出连接仪表放大器电路(31)，该仪表放大器电路(31)的输出一路作为压力信号输入至A/D转换电路(35)，另一路经前放大器(32)、后放大器(33)放大作为脉搏信号也输入至A/D转换电路(35)。
16.根据权利要求15所述无创电子血压检测装置，其特征在于所述前放大器(32)有输入电阻R5，另有一电阻R6通过增益控制及参考电压电路(44)与电阻R5并联或不关联，并联或不关联是由主微处理器(100)的SETP、AN_MODE信号控制增益控制及参考电压电路(44)的A、B、C引脚所决定的。
17.根据权利要求15所述无创电子血压检测装置，其特征在于所述后放大器(33)有输入电阻R8，另有一电阻R9通过增益控制及参考电压电路(44)与电阻R8并联或不并联，并联或不并联是由主微处理器(100)的SETP、AN_MODE信号控制增益控制及参考电压电路(44)的A、B、C引脚所决定的。
18.根据权利要求16、17所述无创电子血压检测装置，其特征在于所述增益控制及参考电压电路(44)由三2选1双向模拟开关数字电路4053为主构成，其控制引脚A、B、C接入主微处理器(100)，其输出引脚X通过电阻R28连接输出放大器(43)的反向输入端，其输入接入引脚X1接参考电压V1.25，引脚X0接参考电压V2.0。
19.根据权利要求9所述无创电子血压检测装置，其特征在于所述第二压力传感器(40)的输出连接由上放大器(41)、下放大器(42)、输出放大器(43)构成的组合仪表放大电路，该电路的输出经场效应晶体管Q7驱动输出过压信号OP，过压信号OP接过压超时控制电路(46)。
20.根据权利要求9所述无创电子血压检测装置，其特征在于所述过压超时控制电路(46)包括反向器U4-1、U4-2和或非门数字电路U3-1、U3-2，由独立定时电路(45)输出的超时信号OT和由输出放大器(43)输出的过压信号OP接入到过压超时控制电路(46)的输入端，该电路(46)的输出接快阀驱动电路(61)以及慢阀驱动电路(71)。
全文摘要
一种无创电子血压检测方法及装置，根据固化软件所确定的非线性拟合恢复振荡脉搏波趋势包络的算法进行数据处理，能准确恢复脉搏波幅度变化趋势包络，使取得的平均压更能符合临床的实际情况；在袖带(10)和第一压力传感器(30)之间设置三通电磁阀(20)，将三通电磁阀(20)的公共通气口接第一压力传感器(30)，常通气口接袖带(10)，常闭气口与大气连通；并在系统中增设一独立定时电路(45)；在检测过程中，通过三通电磁阀(20)的通断进行零点校准；若超时或过压，系统立即关闭充气泵(50)，打开快放气电磁阀(60)，将袖带(10)内压力泄放，保证使用安全。
文档编号A61B5/0225GK1778269SQ20041005246
公开日2006年5月31日 申请日期2004年11月23日 优先权日2004年11月23日
发明者叶继伦, 陶波, 余深衍 申请人:深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司