基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计.pdf

基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，它涉及一种血压计，它解决了人工听诊式血压计不方便携带及柯氏音听诊法不易操作、容易受环境影响的问题。电子听诊血压计由内置气囊的袖带、拾音器、气压传感器、信号处理单元、充气/放气单元、人机交互单元和微处理器组成；微处理器控制充气/放气单元对袖带进行充气或放气，气压传感器获取的气压信号和拾音器获取的柯氏音信号经信号处理单元处理后，由微处理器首先利用示波法得出血压值的范围，再在上述范围内通过阈值法查找柯氏音信号，得到最终的血压值，该结果最终由控制人机交互界面显示。本发明能够同时保证测量结果的稳定性和准确性，可用于血压测量领域。

1.  基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，它由袖带（1）、拾音器（2）、气压传感器（3）、信号处理单元（4）、充气/放气单元（5）、人机交互单元（6）和微处理器（7）组成，所述袖带（1）内置气囊，所述气囊通过导气管与充气/放气单元（5）连通，其特征在于气囊还通过导气管与气压传感器（3）相连通，气压传感器（3）的气压电信号输出端连接信号处理单元（4）的气压信号输入端，拾音器（2）的柯氏音信号输出端连接信号处理单元（4）的柯氏音信号输入端，信号处理单元（4）的信号输出端连接微处理器（7）的信号输入端，微处理器（7）的充气控制信号输出端连接充气/放气单元（5）的充气控制信号输入端，微处理器（7）的放气控制信号输出端连接充气/放气单元（5）的放气控制信号输入端，人机交互单元（6）的数据通信端连接微处理器（7）的数据通信端。 

2.  根据权利要求1所述的基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，其特征在于所述拾音器（2）中内置声音传感器，且所述声音传感器为麦克风或压电陶瓷。

3.  根据权利要求1所述的基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，其特征在于所述充气/放气单元（5）由气泵（51）、电磁阀（52）和节流阀（53）组成；所述气泵（51）的充气控制信号输入端连接微处理器（7）的充气控制信号输出端，且气泵（51）的出气口与袖带（1）的气囊通过导气管相连通，气泵（51）的进气口放空；所述电磁阀（52）的放气控制信号输入端连接微处理器的放气控制信号输出端；所述电磁阀（52）的一端通过导气管与袖带（1）的气囊连通，电磁阀（52）的另一端放空；所述节流阀（53）的一端通过导气管与袖带（1）的气囊连通，节流阀（53）的另一端放空。 

4.  根据权利要求1所述的基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，其特征在于：
微处理器（7），用于接收来自人机交互单元（6）的启动测量信号，并当接收到所述启动测量信号后，输出充气信号给充气/放气单元（5）；当其输出充气信号后，持续采集信号处理单元（4）输出的脉搏波信号和气压信号，然后根据示波法对所述脉搏波信号和气压信号进行计算，获得初步收缩压后，根据初步收缩压计算得到最大充气压力，并当所述气压信号达到所述最大充气压力时，输出结束充气信号给充气/放气单元（5）；当输出所述结束充气信号后，持续采集信号处理单元（4）输出的脉搏波信号、气压信号和柯氏音信号，当所述气压信号低于50mmHg时停止采集，并输出快速放气信号给充气/放气单元（5）；然后根据所述脉搏波信号和气压信号，利用示波法获得收缩压的范围和舒张压的范围，再在所述收缩压的范围和舒张压的范围内，通过阈值法对柯氏音信号进行查找，获得柯氏音的出现点和消失点，所述柯氏音的出现点即为收缩压，柯氏音的消失点即为舒张压，然后将获得的所述收缩压和舒张压发送至人机交互单元（6）；
信号处理单元（4），用于对来自气压传感器（3）的脉搏波信号和气压信号以及来自拾音器（2）的柯氏音信号进行滤波和放大处理。

5.  根据权利要求4所述的基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，其特征在于所述的通过阈值法对柯氏音信号进行查找，获得柯氏音的出现点和消失点的具体过程如下：
首先获得所有柯氏音信号的平均值，再将所述平均值乘以滤波系数后得到阈值，对所有小于该阈值的柯氏音信号全部删除，保留大于该阈值的柯氏音信号，按时间先后顺序对保留的柯氏音信号进行搜索，第一个柯氏音点即为柯氏音的出现点，最后一个柯氏音点即为柯氏音的消失点。

6.  根据权利要求4所述的基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，其特征在于所述利用示波法获得收缩压的范围和舒张压的范围的具体过程为：
利用示波法首先获得收缩压P1和舒张压P2，然后对获得的收缩压和舒张压分别加减15毫米汞柱后，获得收缩压的范围和舒张压的范围。

7.  根据权利要求4所述的基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，其特征在于所述根据示波法对所述脉搏波信号和气压信号进行计算，获得初步收缩压后，根据初步收缩压计算得到最大充气压力的具体过程为：
根据接收到的脉搏波信号和气压信号，获得脉搏波信号的波峰和波谷的包络线，进而获得脉搏波信号的振幅随气压的变化关系，所述脉搏波信号的振幅随气压的升高呈现先增大、后减小的变化；根据所述脉搏波信号的振幅随气压的变化关系，获得初步收缩压，进而获得最大充气压力，所述最大充气压力为高于收缩压30毫米汞柱的压力。

8.  根据权利要求4所述的基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，其特征在于微处理器（7）中内置A/D转换模块、数字滤波及整流模块、相关运算模块和特征点采样模块；
所述A/D转换模块，用于将来自信号处理单元（4）的所有模拟信号转换为数字信号；
所述数字滤波及整流模块，用于对A/D转换模块输出的数字信号进行数字滤波和整流处理；
所述相关运算模块，用于对滤波及整流处理后的柯氏音信号和脉搏波信号进行相关性运算；
所述特征点采样模块，用于对相关性运算后的柯氏音信号按时间划分为W个区段，其中每个区段的时长相等，在每一个区段内获取柯氏音信号的最大值，并利用每个区段内柯氏音信号的最大值作为该区段的代表值加以保存，同时保存每个区段内柯氏音信号的最大值所对应的气压值；其中，W为正整数，且W的大小由每个区段的时长决定。

9.  根据权利要求8所述的基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，其特征在于所述每个区段的时长根据脉搏波信号进行调整，且所述每个区段的时长小于或等于脉搏波信号的脉搏周期。

基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计
技术领域
本发明涉及一种血压计。
背景技术
目前，高血压已成为在全世界范围内危及大众健康的一个重要因素，而我国的高血压患者数量则高达我国总人口的13%，其中以中老年人居多。高血压病患者需要经常测量血压值，从而合理服用降压药进行治疗，因而，方便、准确的血压测量是诊断和治疗高血压的关键。
现有的血压计主要有两类，一类是医院广泛使用的人工听诊式血压计，另一类是家庭广泛使用的示波法电子血压计。
人工听诊式血压计，主要分为水银柱（汞柱）血压计和指针式血压计，这类血压计的测量机理是柯氏音听诊法，即通过连接有压力计的充气袖带压迫上臂血管，在放气过程中由医生通过听诊器监听上臂动脉产生的柯氏音，并观察压力计示值来判断收缩压和舒张压。柯氏音听诊法是世界卫生组织、国际高血压联盟等协会认可的血压测量技术标准，也是医院和医生广泛认可的测量方法，其测量结果被作为临床高血压诊断和分级的金标准。然而，人工听诊式血压计的测量过程较为复杂，测量结果容易受到环境噪声、听觉灵敏度、以及放气速度等因素的影响，而且这种血压计的体积大，不方便携带，不具备丰富经验的人难以使用这类血压计，因此，人工听诊式血压计难以被广泛家庭采用。
示波法电子血压计，其测量机理是示波法（又称震波法），即采用压力传感器获得充气或放气过程中袖带气压的波动（脉搏波），通过脉搏波振幅与血压的关系间接地实现血压测量。这类电子血压计操作简单，测量结果稳定性和一致性较高，常用于居家自测，其测量结果可用作血压诊断的参考。然而，示波法电子血压计的致命缺点则是测量结果准确度差、可信度低，通常仅能满足误差小于10毫米汞柱，而这种误差将导致大量的误诊和漏诊。由于示波法是间接地通过脉搏波实现血压测量，而脉搏波直接受血管壁硬度，心脏瓣膜状况等因素的影响，被测者的个体差异将导致测量结果存在固有误差，而且测量过程中手臂肌肉搐动或人体活动都会影响脉搏波的振幅，从而导致测量结果不准，因此，示波法电子血压计只能作为血压测量参考，在欧美部分国家，法律禁止医院使用该类血压计的测量结果作为疾病诊断依据。
发明内容
本发明的目的是解决人工听诊式血压计不方便携带及柯氏音听诊法不易操作、容易受环境影响的问题，以及示波法电子血压计测量误差大的问题，提供了一种基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计。
基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，它由袖带、拾音器、气压传感器、信号处理单元、充气/放气单元、人机交互单元和微处理器组成，所述袖带内置气囊，所述气囊通过导气管与充气/放气单元连通，其特征在于气囊还通过导气管与气压传感器相连通，气压传感器的气压电信号输出端连接信号处理单元的气压信号输入端，拾音器的柯氏音信号输出端连接信号处理单元的柯氏音信号输入端，信号处理单元的信号输出端连接微处理器的信号输入端，微处理器的充气控制信号输出端连接充气/放气单元的充气控制信号输入端，微处理器的放气控制信号输出端连接充气/放气单元的放气控制信号输入端，人机交互单元的数据通信端连接微处理器的数据通信端。
本发明的积极效果：本发明的电子听诊血压计通过将柯氏音法与示波法结合，保证了测量结果的稳定性和准确性，该电子血压计成本低、操作简单、抗干扰能力强，利于实用化。
附图说明
图1为本发明的电子听诊血压计的结构示意图；图2是未经处理的柯氏音信号的波形图；图3是经过滤波后的柯氏音信号的波形图；图4是经过相关性运算后的柯氏音信号的波形图；图5是人机交互单元6最终显示的综合波形图；图6是包含气泵、电子阀和节流阀的电子听诊血压计的结构示意图。
具体实施方式
 具体实施方式一：本实施方式的基于柯氏音法和示波法相结合的电子听诊血压计，它由袖带1、拾音器2、气压传感器3、信号处理单元4、充气/放气单元5、人机交互单元6和微处理器7组成，所述袖带1内置气囊，所述气囊通过导气管与充气/放气单元5连通，其特征在于气囊还通过导气管与气压传感器3相连通，气压传感器3的气压电信号输出端连接信号处理单元4的气压信号输入端，拾音器2的柯氏音信号输出端连接信号处理单元4的柯氏音信号输入端，信号处理单元4的信号输出端连接微处理器7的信号输入端，微处理器7的充气控制信号输出端连接充气/放气单元5的充气控制信号输入端，微处理器7的放气控制信号输出端连接充气/放气单元5的放气控制信号输入端，人机交互单元6的数据通信端连接微处理器7的数据通信端。参见图1。
所述拾音器2中内置声音传感器，且所述声音传感器为麦克风或压电陶瓷。
参见图6，本实施方式中的充气/放气单元5由气泵51、电磁阀52和节流阀53组成；所述气泵51的充气控制信号输入端连接微处理器7的充气控制信号输出端，且气泵51的出气口与袖带1的气囊通过导气管相连通，气泵51的进气口放空；所述电磁阀52的放气控制信号输入端连接微处理器的放气控制信号输出端；所述电磁阀52的一端通过导气管与袖带1的气囊连通，电磁阀52的另一端放空；所述节流阀53的一端通过导气管与袖带1的气囊连通，节流阀53的另一端放空。
所述气泵51，用于当接收到来自微处理器7的充气信号时，开始对袖带1的气囊进行充气，当接收到来自微处理7的结束充气信号时，停止充气；所述节流阀53，用于当充气结束后，对袖带1的气囊进行缓慢放气；所述电磁阀52，用于当接收到来自微处理器7的快速放气信号时，对袖带1的气囊进行快速放气。
所述的充气/放气单元5的功能是对袖带1进行充气和放气，考虑降低成本的情况下，所述充气/放气单元5也可以采用通用的橡胶球，手工进行充气或放气。
所述袖带1和拾音器2可以定制为一体，即拾音器2与袖带1相连，且拾音器2位于袖带1的下沿处，此时，袖带1和拾音器2作为整体佩戴于待测者手臂上；袖带1和拾音器2也可分开佩戴。
应用本实施方式进行血压测量时，所述袖带1需佩带在待测者的上臂；所述拾音器2需安置在待测者上臂的动脉血管的上方，拾音器2中的声音传感器用于替代传统柯氏音法中的人耳，来获得待测者的上臂动脉产生的柯氏音信号；所述气压传感器3，用于替代传统柯氏音法中的水银柱压力计或指针式压力计，来感知袖带1的气囊内的气压信号和待测者的脉搏波信号；所述充气/放气单元5，用于替代传统柯氏音法中的橡胶球，在微处理器7的控制下，实现对袖带1的气囊的自动充气或自动放气；所述人机交互单元6，用于操作指令的输入以及测量结果的显示；
   此外，所述微处理器7，用于接收来自人机交互单元6的启动测量信号，并当接收到所述启动测量信号后，输出充气信号给充气/放气单元5；当其输出充气信号后，持续采集信号处理单元4输出的脉搏波信号和气压信号，然后根据示波法对所述脉搏波信号和气压信号进行计算，获得初步收缩压后，根据初步收缩压计算得到最大充气压力，并当所述气压信号达到所述最大充气压力时，输出结束充气信号给充气/放气单元5；当输出所述结束充气信号后，持续采集信号处理单元4输出的脉搏波信号、气压信号和柯氏音信号，当所述气压信号低于50mmHg时停止采集，并输出快速放气信号给充气/放气单元5；然后根据所述脉搏波信号和气压信号，利用示波法获得收缩压的范围和舒张压的范围，再在所述收缩压的范围和舒张压的范围内，通过阈值法对柯氏音信号进行查找，获得柯氏音的出现点和消失点，所述柯氏音的出现点即为收缩压，柯氏音的消失点即为舒张压，然后将获得的所述收缩压和舒张压发送至人机交互单元6；
所述信号处理单元4，用于对来自气压传感器3的脉搏波信号和气压信号以及来自拾音器2的柯氏音信号进行滤波和放大处理。
所述的通过阈值法对柯氏音信号进行查找，获得柯氏音的出现点和消失点的具体过程如下：
首先获得所有柯氏音信号的平均值，再将所述平均值乘以滤波系数后得到阈值，对所有小于该阈值的柯氏音信号全部删除（即认为小于所述阈值的是噪声信号），保留大于该阈值的柯氏音信号（即认为大于所述阈值的是柯氏音信号），按时间先后顺序对保留的柯氏音信号进行搜索，第一个柯氏音点即为柯氏音的出现点，最后一个柯氏音点即为柯氏音的消失点。所述滤波系数在区间[0.1，0.3]内取值，在[0.2，0.3]内的效果较好。
所述利用示波法获得收缩压的范围和舒张压的范围的具体过程为：
利用示波法首先获得收缩压P1和舒张压P2，然后对获得的收缩压和舒张压分别加减15毫米汞柱后，获得收缩压的范围和舒张压的范围。即所述收缩压的范围为（P1-15mmHg，P1+15mmHg），所述舒张压的范围为（P2-15mmHg，P2+15mmHg）。
所述根据示波法对所述脉搏波信号和气压信号进行计算，获得初步收缩压后，根据初步收缩压计算得到最大充气压力的具体过程为：
根据接收到的脉搏波信号和气压信号，获得脉搏波信号的波峰和波谷的包络线，进而获得脉搏波信号的振幅随气压的变化关系，所述脉搏波信号的振幅随气压的升高呈现先增大、后减小的变化；根据所述脉搏波信号的振幅随气压的变化关系，获得初步收缩压，进而获得最大充气压力，所述最大充气压力为高于收缩压30毫米汞柱的压力。
由此，本实施方式提供了一个智能充气机制，即本实施方式的血压计可根据被测者的实际血压状况，来对袖带的最大充气压力进行自动调整。
本实施方式的工作原理为：操作者通过人机交互单元6启动或结束血压自动测量；微处理器7控制充气/放气单元5，通过导气管对袖带1的气囊进行充气和放气；袖带1与气压传感器3通过导气管连通，充气和放气过程中，气压传感器3将气压信号转化成气压电信号传输到信号处理单元4，经过信号处理单元4处理后的信号由微处理器7进行采样；拾音器2中的声音传感器将柯氏音信号转化成柯氏音电信号后传输到信号处理单元4，经过信号处理单元4处理后的信号由微处理器7进行采样；微处理器7对采样到的信号进行运算后得出血压值；测量结果由微处理器控制人机交互界面加以显示。
其中，在微处理器7对采样到的信号进行运算后得出血压值的过程中，首先是利用示波法来粗略测出血压值，获得收缩压和舒张压的区间范围，然后再在此区间范围内，通过阈值法对柯氏音信号进行查找，找到柯氏音的出现点和消失点，其对应的气压值即为收缩压和舒张压。如果测量正常，柯氏音的出现点和消失点应位于区间范围的中部，此时所示血压值可信；如果柯氏音的出现点或消失点靠近区间范围的边缘，则表明此时所示血压值不十分可信，可通过自动调整柯氏音滤波系数，并对柯氏音信号再次滤波后重新搜索，若仍然在区间边缘，则可通过程序错误判断机制提示用户测量结果的可信度差或测量错误。
人机交互单元6采用点阵式液晶显示器、滚动式动态显示脉搏波信号及柯氏音信号的波形。测量过程中，被测者的身体运动可能导致血压测量结果不准，手臂的运动将导致波形变形，甚至杂乱。该波形显示功能旨在提示被测者保持正确的测量姿势，从而提高血压测量的成功率，另一方面，有经验的使用者通过观察测量过程中所显示的波形和相应的气压数值即可自己判断血压值。
本实施方式的电子听诊血压计，由于采用了微处理器，能够实现多种先进的数字信号处理方法和容错机制，有效地提高了血压计的抗干扰能力和示值可信度。此外，本实施方式的电子听诊血压计，与现有的一般电子血压计相比，仅增加了廉价的拾音器，却可使得性能得到大幅度的提高。
本发明采用示波法与柯氏音法相结合的方式对血压进行测量，将两者的优势互补，能够同时保证测量结果的稳定性和准确性。示波法测量到的血压值存在误差，但是测量结果相对稳定，而柯氏音法则相反，噪声干扰可能导致柯氏音法测量出错，但是由于柯氏音法仅通过判断声音的出现了消失来获得收缩压和舒张压，如果测量不出错，则测量值是准确的。由于柯氏音法是医生广泛熟悉并认同的方法，也是临床疾病诊断的金标准，用柯氏音法测得的结果可作为临床疾病诊断的标准。另外，本实施方式的整个测量时间短，步骤二中利用示波法在气囊充气过程中实施血压初步测量，从而针对不同人可实现自动调整不同的最大充气压力，放气过程中则通过柯氏音法实时判断舒张压出现点，一旦找到舒张压即快速放气，通过上述智能冲放气有效缩短了测量时间，减小使用者痛苦。
在本实施方式中，微处理器7中内置A/D转换模块、数字滤波及整流模块、相关运算模块和特征点采样模块；
所述A/D转换模块，用于将来自信号处理单元4的所有模拟信号转换为数字信号；其中，所述所有模拟信号包括信号处理单元4输出的脉搏波信号、气压信号和柯氏音信号；
所述数字滤波及整流模块，用于对A/D转换模块输出的数字信号进行数字滤波和整流处理；
所述相关运算模块，用于对滤波及整流处理后的柯氏音信号和脉搏波信号进行相关性运算；
所述特征点采样模块，用于对相关性运算后的柯氏音信号按时间划分为W个区段，其中每个区段的时长相等，在每一个区段内获取柯氏音信号的最大值，并利用每个区段内柯氏音信号的最大值作为该区段的代表值加以保存，同时保存每个区段内柯氏音信号的最大值所对应的气压值；其中，W为正整数，且W的大小由每个区段的时长决定。
所述每个区段的时长根据脉搏波信号进行调整，且所述每个区段的时长小于或等于脉搏波信号的脉搏周期，以免丢失有效信息。
袖带1在充气过程中，气囊内气压持续上升，此时脉搏波振幅由弱变强，利用微处理器7内的程序，可通过区间搜索的办法获得脉搏波信号的峰值和谷值的包络线，从而获得脉搏波振幅随气压的变化：对脉搏波信号经过带通滤波后去除直流分量，采用峰谷值搜索的办法来获得脉搏波的峰值和谷值，即每个周期以信号从负值变化为正值时为开使，在大于零的信号中搜索最大值，小于零的信号中搜索最小值，之后峰值与谷值作差后可得到脉搏波振幅的包络线，整个放气过程中仅保存脉搏波的包络线以及峰值和谷值所对应的采样时间和气压值。
袖带1继续充气，当脉搏波信号的振幅达到最大时，此时对应的气压值为平均压，此后随着气压的升高，脉搏波信号的振幅开始减小。临床统计表明，以平均压出现点为准，向前搜索脉搏波振幅为平均压对应的脉搏波振幅的70%的点对应的气压即为收缩压，向后搜索脉搏波振幅为平均压对应的脉搏波振幅的45%的点对应的气压即为舒张压。
在测量过程中，环境噪声、袖带滑擦噪声和气流噪声会对柯氏音信号造成很大的干扰，而且柯氏音信号类似冲击信号，一般的滤波方法难以使柯氏音信号从原始信号中分离出来。但由于柯氏音信号和脉搏波信号有密切的相关性，即柯氏音信号与脉搏波信号不仅周期上严格相关，而且柯氏音总是出现在脉搏波峰值附近，通过对脉搏波信号和柯氏音信号进行相关性运算，不仅能够有效抑制脉搏搏动间区内的噪声信号，而且能够有效抑制收缩压出现前和舒张压出现之后的噪声信号。本实施方式通过带通滤波、整流、相关运算的方法，能够消除大部分环境噪声，获得较纯净的柯氏音信号。参见图2至图4，其中图2是未经处理的柯氏音信号的波形图，图3是经过滤波后的柯氏音信号的波形图，图4是经过相关性运算后的柯氏音信号的波形图。图5中，A是脉搏波信号的峰值和谷值的包络线，B是袖带1的气囊气压信号，C是滤波后的柯氏音信号，E是示波法确定的舒张压的范围，F是示波法确定的收缩压的范围。