一种血压测量装置技术领域
本发明涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种血压测量装置。
背景技术
无创血压的测量方法主要有听诊法、示波法以及用麦克风代替听诊器的方法，但
都是基于一个可充气气囊的袖带，通过先加压阻断肢体动脉血流，然后缓慢放气，使阻断的
动脉血流再重新打开的过程，检测袖带内的柯氏音或脉搏振荡信号，实现人体收缩压、舒张
压、平均压、脉率的测量。
但是，采用听诊法进行血压测量需要由经过训练的专业医护人员操作，不利于用
户在家里进行血压的自我测量；并且该种方式无法适应动态血压的测量和监护；同时血压
测量的准确度容易受周围环境声音的影响。采用麦克风代替听诊器的电子方法，同样也容
易受周围环境声音的影响，且袖带内检测声音的敏感度弱于示波法。
对于单气囊的示波法血压测量，与听诊法相比，袖带内检测振荡波的敏感度更强，
且不易受周围噪声的影响，能够实现用户家庭自我血压测量以及动态血压的测量和监护，
但是仍然存在以下问题：（1）由于袖带近端血流的冲击，在肢体动脉血流打开前，袖带内也
能检测到一定大小的振荡波（见附图2，正常人单气囊内放气过程的压力值和振荡波），且随
着压力的减小，也呈逐渐增大的趋势，因此在袖带内压力低于人体收缩压，动脉血流重新打
开的时刻，袖带内检测到的振荡波信号并无很明确的标志，不利于收缩压的测量；（2）由于
上述原因（1），采用示波法的血压测量一般为幅度系数法，收缩压和舒张压的幅度系数基于
大数据统计出来的，因此存在一定的个体差异性，在某些用户测量时会出现与真实血压存
在较大差距的情况；（3）对于患有频发早搏或房颤的心律失常患者，因每次心脏泵血的强度
不同，袖带内每搏产生的振荡波信号的强度也不相同（见附图3，房颤患者单气囊内放气过
程的压力值和振荡波；附图4，频发早搏单气囊内放气过程的压力值和振荡波），因此不严格
符合在放气过程中，检测到的振荡波信号由小变大，增大到一定程度再变小的过程，导致频
发早搏或房颤患者血压测量的误差较大。
现有技术尚未解决如何准确的定位被测动脉血压出现的时刻对应的袖带内压力，
尤其是被测者为房颤的心律失常患者。
发明内容
本发明的目的在于解决现有技术的缺陷，提供一种血压测量装置，能够准确的定
位被测动脉血压出现的时刻所对应的袖带内压力，尤其是对于频发早搏或房颤心律失常的
患者也能准确的测量出动脉血压。
为了实现上述目的，本发明提供的一种血压测量装置，所述测量装置用于通过被
测者一肢体测量动脉血压，所述测量装置包括：
两个充气气囊：上游气囊和下游气囊；所述上游气囊和下游气囊在同一袖带内或在两
个相连接的不同袖带内或在两个不相连接的不同袖带内，所述袖带用于绑定在所述肢体
上；
两个压力传感器：与所述上游气囊连接的第一压力传感器和与所述下游气囊连接的第
二压力传感器；
一个充气泵，对所述袖带内的两个气囊进行充气；
一个电磁阀，所述上、下游气囊通过该电磁阀实现物理上的联通和断开；
一个比例放气阀，通过PWM控制比例放气阀对所述上游气囊全程进行匀速放气；
一个MCU控制器，并设有连接所述充气泵、电磁阀和比例放气阀的控制线路，以及分别
连接所述压力传感器的若干信号线路；
所述MCU控制器执行包括以下步骤的血压测量过程：
S1.将所述上、下游气囊同步加压到低于一般人舒张压的一个压力值，此时停止对所述
下游气囊的加压，对所述上游气囊继续缓慢加压，并通过所述第二压力传感器检测所述下
游气囊内的振荡波情况，当大于3倍的脉搏间隔或超过2秒钟未检测到振荡波时，说明所述
上游气囊内的压力已超过被测动脉收缩压，被测动脉内的血流已被阻断，此时停止对所述
上游气囊的加压，并同时控制所述上游气囊匀速放气；
S2. 在所述上游气囊匀速放气过程中同步采集所述第一压力传感器的压力值和振荡
波，以及所述第二压力传感器的振荡波，根据所述第二压力传感器检测到所述下游气囊内
的振荡波信号由从无到有时所述上游气囊中的气压，确定被测动脉的收缩压。
进一步的，当所述第二压力传感器检测到所述下游气囊内的振荡波实现从无到有
时，此时检测到P1振荡波，随着放气的进行，连续检测到P2、P3、P4、P5振荡波，计算平均脉搏
间期：aveRR = （P5- P1）/4，根据P1和aveRR计算P0的位置，P0 = P1 –aveRR，从而得到经过
校准后收缩压对应的位置：SBP_index = （P0 + P1）/2。
更进一步的，所述上游气囊和下游气囊大小的比例为3:1至5:1之间。
更进一步的，测量开始后，将所述比例放气阀关闭、所述电磁阀打开，所述充气泵
全速对所述上、下游气囊进行充气；当所述上、下游气囊同步加压到40mmHg时，将所述电磁
阀关闭，实现两个气囊物理上的断开，停止对所述下游气囊的加压，所述充气泵的充气速度
由全速降为20mmHg/s；当所述上游气囊内的压力大于100mmHg时，所述充气泵的充气速度由
20mmHg/s降为10mmHg/s。
更进一步的，通过PWM控制比例放气阀对所述上游气囊全程进行匀速放气的放气
速度为3mmHg/s，当所述上游气囊内检测到的所述第一压力传感器的压力值小于平均压MAP
的1/2时，打开所述比例放气阀和电磁阀，将所述上、下游气囊内的气体全部放出。
更进一步的，所述平均压MAP的确定方法是在所述上游气囊匀速放气过程中，所述
第一压力传感器检测到的上游气囊振荡波幅度从小变大再变小的过程中，当幅度达到最大
时，此时对应的所述第一压力传感器压力值即为被测动脉的平均压MAP。
更进一步的，对所述第一压力传感器内检测出的脉搏波峰值进行曲线拟合，进一
步校准平均压MAP，拟合曲线最大值位置处对应的所述第一压力传感器值即为校准后的被
测动脉的平均压MAP。
更进一步的，根据计算出的收缩压SBP和平均压MAP，利用以下公式先估算出舒张
压：DBP =（3 *MAP– SBP） / 2；在估算出DBP±10mmHg内，以确定幅度包络线上舒张压出现
位置的搜索范围index1和index2，在搜索范围内，包络线上相邻点差分绝对值最大的点
max_diff对应的第一传感器压力值，即为被测动脉的舒张压DBP。
更进一步的，根据放气过程中所述第一压力传感器检测到的振荡波信号，计算相
邻振荡波信号的间期、求平均aveRR，再转换为搏/分的方式，即为脉率值，公式如下：PR =
60 * SR / aveRR，其中SR为系统采样率。
本发明的有益效果：
（一）本发明血压测量装置的两个气囊通过一个电磁阀实现物理上的联通和断开，只需
要一个充气泵即可实现对上下游气囊的同步加压，操作简单且有利于降低硬件成本，同时，
在下游气囊加压结束后继续对上游气囊加压以及全程对上游气囊匀速放气的过程，对上下
游气囊断开的能够保证在两个气囊内检测到的振荡波信号互相不受干扰，便于收缩压出现
时刻的判断。
（二）本发明血压测量装置采用了两个压力传感器，在提高信号检测灵敏度的同
时，避免了麦克风容易受周围噪声的影响；并且两个压力传感器的数据采集在时序上同步，
以便根据下游气囊检测到的第二压力传感器振荡波信号判断动脉血流打开时，在上游气囊
第一压力传感器检测出的压力值，从而确定出被测动脉的收缩压，相比较于采用现有技术
中提到收缩压出现时刻的确定更加准确，尤其是针对频发早搏、房颤等每搏泵血输出量不
同的心律失常患者，只要能产生动脉血流，即可准确的测量出被测动脉的收缩压。
（三）本发明血压测量装置在加压过程中采用变速加压，通过下游气囊第二压力传
感器检测到的振荡波信号，判断阻断被测动脉所需要的压力，避免加压过高引起被测者的
不适以及低于被测者的收缩压而导致收缩压的测量结果低于真实值；在放气过程中根据检
测到的平均压，当第一压力传感器的压力值小于平均压的一半时，打开放气阀将上下游气
囊内的气体全部放出，避免放气压力过低导致的测量时间过长的情况以及放气压力高于被
测者舒张压时而导致舒张压的测量结果高于真实值。
（四）本发明血压测量装置通过下游气囊第二压力传感器检测出的振荡波信号，可
以精确的定位出动脉血流再次打开的时刻，再通过脉搏间期进行二次修正，有利于提高收
缩压的测量准确度，使误差控制在2mmHg以内。
附图说明
图1为本发明血压测量装置的连接示意图，
图2为正常人单气囊内放气过程的压力值和振荡波的示意图，
图3为房颤患者单气囊内放气过程的压力值和振荡波的示意图，
图4为频发早搏单气囊内放气过程的压力值和振荡波的示意图，
图5为本发明血压测量装置加压过程中上游气囊压力值和下游气囊振荡波的示意图，
图6为本发明血压测量装置放气过程中上游气囊压力值和下游气囊振荡波的示意图，
图7为本发明血压测量装置放气过程中上游气囊内检测到的压力值和振荡波的示意
图。
具体实施方式
下面结合附图对本发明作进一步描述。以下实施例仅用于更加清楚地说明本发明
的技术方案，而不能以此来限制本发明的保护范围。
如图1所示，本发明一种血压测量装置，由双气囊袖带、双压力传感器、一个充气
泵、一个比例放气阀、一个电磁阀以及一个MCU控制器、测量结果显示装置和语音播报装置、
按键组成；并设有连接所述充气泵、电磁阀和比例放气阀的控制线路，以及分别连接所述压
力传感器的若干信号线路。
该测量装置通过一个充气泵对袖带内的两个气囊进行充气；双压力传感器分别检
测上下游气囊内的压力值和振荡波；电磁阀用于实现两个气囊之间的物理上的联通和断
开；比例阀用于上游气囊匀速放气；上游气囊用于通过加压阻断动脉血流，并检测气囊内的
压力值和振荡波；下游气囊用于通过加一个固定的压力值，检测血流通过时的振荡波信号，
结合上游气囊内的压力值，准确的计算动脉的收缩压；MCU控制器实现对充气泵、电磁阀、比
例放气阀的加压和放气过程的控制以及实现对收缩压、舒张压、平均压和脉率的计算，并将
测量结果送显示和语音播报装置；按键用于控制测量的开始和结束。
在所述MCU控制器中设置有控制和数据处理程序，所述控制和数据处理程序执行
包括以下步骤的血压测量过程：
步骤一、将所述上、下游气囊同步加压到低于一般人舒张压的一个压力值，此时停止对
所述下游气囊的加压，对所述上游气囊继续缓慢加压，并通过所述第二压力传感器检测所
述下游气囊内的振荡波情况，当大于3倍的脉搏间隔或超过2秒钟未检测到振荡波时，说明
所述上游气囊内的压力已超过被测动脉收缩压，被测动脉内的血流已被阻断，此时停止对
所述上游气囊的加压，并同时控制所述上游气囊匀速放气；
步骤二、 在所述上游气囊匀速放气过程中同步采集所述第一压力传感器的压力值和
振荡波，以及所述第二压力传感器的振荡波，根据所述第二压力传感器检测到所述下游气
囊内的振荡波信号由从无到有时所述上游气囊中的气压，确定被测动脉的收缩压。
如图1和图5~7所示，使用本发明血压测量装置测量动脉的收缩压、舒张压、平均压
和脉率的方法包括以下步骤：
（1）测量开始后，将比例放气阀关闭、将电磁阀打开，充气泵全速对上下游气囊进行充
气；
（2）当上下游气囊内的压力达到40mmHg时，将电磁阀关闭，实现两个气囊物理上的断
开，停止对下游气囊的加压，充气泵的充气速度由全速降为20mmHg/s；
（3）当上游气囊内的压力大于100mmHg时，充气泵的充气速度降为10mmHg/s；
（4）加压的过程中，通过第二压力传感器检测下游气囊内的振荡波情况，当大于3倍的
脉搏间隔或超过2秒钟未检测到振荡波时，见附图5，说明上游气囊内的压力已超过动脉收
缩压，动脉内的血流已被阻断，关闭充气泵，停止对上游气囊的充气，同时打开比例放气阀，
通过PWM控制实现上游气囊匀速放气，放气速度为3mmHg每秒；
（5）上游气囊匀速放气过程中同步采集上游气囊第一压力传感器的压力值和振荡波、
下游气囊第二压力传感器振荡波；
（6）如附图6，当第二压力传感器采集到下游气囊内的振荡波实现从无到有时，P1的出
现证明有血流通过下游气囊，此时上游气囊内的压力由高于被测动脉收缩压变为 <= 收缩
压，相比较于采用现有技术中提到收缩压出现时刻的确定更加准确，尤其是针对频发早搏、
房颤等每搏泵血输出量不同的心律失常患者，只要能产生动脉血流，即可准确的测量出被
测动脉的收缩压；
（7）随着放气的进行，连续检测到P2、P3、P4、P5振荡波，并计算平均脉搏间期：aveRR =
（P5- P1）/4；
（8）根据P1和aveRR计算P0的位置，P0 = P1 –aveRR；
（9）收缩压对应的位置：SBP_index = （P0 + P1）/2；
（10）收缩压压力值：第一压力传感器压力值SBP_index处的值即为被测动脉的收缩压
SBP，经过修正后的收缩压测量精度在2mmHg以内（该误差与放气速度和被测用户的脉率相
关，误差2mmHg系放气速度为3mmHg/s，脉率大于30次/分）；
（11）放气过程中，第一压力传感器检测到的上游气囊振荡波，见附图7，幅度从小变大
再变小的过程中，当幅度达到最大时，此时对应的第一压力传感器压力值即为被测动脉的
平均压MAP；
（12）当上游气囊内检测到的第一压力传感器的压力值小于平均压MAP的1/2时，打开比
例阀和电磁阀，将上下游气囊内的气体全部放出；
（13）平均压MAP的二次修正：见图7，计算第一压力传感器检测到振荡波幅值的上包络
线，包络线最大值对应的第一传感器压力值即为修正后的平均压MAP；
（14）舒张压DBP的计算：根据计算出的SBP和MAP，利用以下公式先估算出舒张压：DBP =
（3 *MAP– SBP） / 2；在估算出DBP±10mmHg内，以确定幅度包络线上舒张压出现位置的搜
索范围index1和index2，见图7；在搜索范围内，包络线上相邻点差分绝对值最大的点max_
diff对应的第一传感器压力值，即为被测动脉的舒张压DBP；
（15）脉率PR的计算：见图7，采用第一压力传感器检测到的振荡波信号，计算相邻振荡
波信号的间期、求平均aveRR，再转换为搏/分的方式，公式如下：PR = 60 * SR / aveRR，其
中SR为系统采样率。
最后应说明的是：显然，上述实施例仅仅是为清楚地说明本发明所作的举例，而并
非对实施方式的限定。例如本发明实施例中血压测量装置的测量结果显示装置、语音播报
装置和按键可根据实际需要进行选择、替换和省略。对于所属领域的普通技术人员来说，在
上述说明的基础上还可以做出其它不同形式的变化或变动。这里无需也无法对所有的实施
方式予以穷举。而由此所引申出的显而易见的变化或变动仍处于本发明的保护范围之中。