專利名稱：信號頂端點(diǎn)搜尋裝置和方法以及其在血壓測量中的應(yīng)用的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般涉及信號測量技術(shù)，特別涉及一種在血壓測量中用于搜尋人體所發(fā)放的諸如心電圖信號(ECG)或光體積變化描記信號(PPG)的信號的頂端點(diǎn)的裝置和方法以及其在血壓測量中的應(yīng)用。
背景技術(shù)：
現(xiàn)今的血壓計可分為破損式血壓計和無破損式血壓計兩大類。因?yàn)槠茡p式血壓計在測量期間需要破損病患者的皮膚，容易造成細(xì)菌感染和血流不止。因此，為了安全、舒適及方便的緣故，一般醫(yī)護(hù)人員和市民都愿意采用無破損式血壓計作血壓測量的工具。
現(xiàn)今的無破損式血壓計主要包括音調(diào)測定血壓計(Tonometer)、脈搏血壓計(Sphygmomanometer)以及光體積變化血壓計(Photoplethysmographic meter)。
音調(diào)測定血壓計利用一組壓力感應(yīng)器來測量病患者的血壓信號波形，但是由于這種方法中所采用的感應(yīng)器的價格較高并且容易受到測量位置的干擾，所以在市場上并不流行。
脈搏血壓計的測量方法有兩種，分別是聽診法(Auscultatory method)和振動法(Oscillometric method)。聽診法的原理在于收集何謂柯氏音(Korotkoff sounds)。振動法則需要腕帶氣囊的幫助來收集壓力振動信號。其不足處在于重復(fù)使用脈搏血壓計會另病患者的血管受壓，使其準(zhǔn)確性降低，不利于連續(xù)血壓測量。
光體積變化血壓計主要分為兩種，第一種光體積變化血壓計通過光線的變化來確定血管內(nèi)血液體積的變化，并由此找出相對的血壓變化。這種方法假定血液體積變化和血壓變化是相似的，但這種假設(shè)未經(jīng)嚴(yán)格的實(shí)驗(yàn)證明。第二種光體積變化血壓計則利用了血壓與脈搏波速度(Pulsewave velocity)之間的關(guān)系。當(dāng)血壓上升時，由于血管的擴(kuò)張造成血管變硬，從而使脈搏波速度上升。因此，只要找到脈搏波速度與血壓之間的關(guān)系，就可以測出患者的血壓。
脈搏波速度可通過脈搏傳送時間(Pulse Transit Time)來得到確定。而脈搏傳送時間則可通過測量心電圖信號與光體積變化描記信號的時間差而得到確定。在利用心電圖信號與光體積變化描記信號的時間差進(jìn)行脈搏傳送時間測量時，通常的做法是，采用心電圖信號中的R型波信號的頂端點(diǎn)以及光體積變化描記信號的頂端點(diǎn)以分別作為測量基點(diǎn)，并且計算這兩個基點(diǎn)之間的時間差，從而確定出脈搏傳送時間。
現(xiàn)有技術(shù)中已經(jīng)有一些儀器能夠利用上述方法進(jìn)行脈搏傳送時間的測量。但是，這些現(xiàn)有測量儀器的缺點(diǎn)在于，其用來執(zhí)行信號頂端點(diǎn)搜尋的工作一般由諸如頂端點(diǎn)搜尋程序的復(fù)雜軟件程序來完成，而復(fù)雜軟件程序?qū)π盘柼幚砥骶哂休^高的要求，由此增加了整個儀器的開發(fā)成本，并且其開發(fā)時間也較長。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明就是針對現(xiàn)有技術(shù)中的上述缺點(diǎn)而產(chǎn)生的，其目的是提供一種信號頂端點(diǎn)搜尋裝置和方法及其在血壓測量中的應(yīng)用，它既能夠使血壓測量過程中的信號頂端點(diǎn)搜尋過程得到簡化，同時還能保證有效地測量作為測量基點(diǎn)的信號頂端點(diǎn)出現(xiàn)的準(zhǔn)確時間，進(jìn)而利用測量基點(diǎn)之間的時間差距作為測量血壓的參考指標(biāo)。
為了實(shí)現(xiàn)上述目的，根據(jù)本發(fā)明的第一個方面所述，它提供了一種信號頂端點(diǎn)搜尋裝置，該裝置包括輸入端，用于輸入待測信號；電流轉(zhuǎn)向檢測電路，用于根據(jù)待測信號的輸入電流方向而輸出相應(yīng)的信號；頂端點(diǎn)檢測電路，用于檢測待測信號的頂端點(diǎn)，使其輸出信號的幅度盡量維持在頂端點(diǎn)附近，并使其輸出信號接近為有一定幅度的直流信號；幅度調(diào)節(jié)電路，用于調(diào)節(jié)其輸入信號的幅度；幅度比較電路，用于對其輸入信號的幅度進(jìn)行比較，并根據(jù)比較結(jié)果輸出相應(yīng)的信號；開關(guān)電路，用于在控制信號的控制下使其通過的信號被導(dǎo)通或切斷；以及輸出端，用于將信號輸出至外部，其中，待測信號通過所述輸入端、所述頂端點(diǎn)檢測電路以及所述幅度調(diào)節(jié)電路被輸入至所述幅度比較電路的一端，待測信號還通過所述輸入端被直接連接至所述幅度比較電路的另一端，所述幅度比較電路對兩個所述輸入信號的幅度進(jìn)行比較，并將比較結(jié)果信號輸出至所述開關(guān)電路的控制端以作為其控制信號，所述開關(guān)電路根據(jù)該控制信號的控制，將來自所述輸入端并經(jīng)由所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路輸入的信號通過所述輸出端輸出至外部，或者切斷所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路與所述輸出端的連接。
在根據(jù)本發(fā)明第一個方面所述的信號頂端點(diǎn)搜尋裝置中，由所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路通過所述開關(guān)電路輸出至所述輸出端的信號為方型脈沖信號，所述方型脈沖信號與所述待測信號的頂端點(diǎn)具有對應(yīng)的關(guān)系。
在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述方型脈沖信號的下降沿對應(yīng)于所述待測信號的頂端點(diǎn)。
在根據(jù)本發(fā)明所述的信號頂端點(diǎn)搜尋裝置中，所述待測信號為能夠反映出人體生理特征的信號。
所述人體生理特征信號可以是心電圖信號。在這種情況下，所述輸入端被連接至心電圖信號的感應(yīng)器，并且此時所述裝置測量的信號頂端點(diǎn)可以是心電圖信號中的R型波信號的頂端點(diǎn)。
所述人體生理特征信號還可以是光體積變化描記信號。在這種情況下，所述輸入端被連接至光體積變化描記信號的感應(yīng)器，并且此時所述裝置測量的信號頂端點(diǎn)為光體積變化描記信號的頂端點(diǎn)。
在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述頂端點(diǎn)檢測電路包括第一運(yùn)算放大器、第二運(yùn)算放大器、二極管以及電容，其中，所述第一運(yùn)算放大器的同相輸入端與所述裝置的所述輸入端相連，其反相輸入端與所述第二運(yùn)算放大器的反相輸入端及輸出端相連，所述第一運(yùn)算放大器的輸出端通過所述二極管連接至所述第二運(yùn)算放大器的同相輸入端，所述第二運(yùn)算放大器的同相輸入端通過所述電容接地。
另外，在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述裝置的所述輸出端可與外部信號處理器連接，用于對所述裝置的輸出信號進(jìn)行處理。
根據(jù)本發(fā)明的第二個方面所述，它提供了一種利用上述裝置進(jìn)行信號頂端點(diǎn)搜尋的方法，該方法包括以下步驟1)通過所述裝置的所述輸入端輸入待測信號；2)利用所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路對待測信號進(jìn)行電流轉(zhuǎn)向檢測，并輸出相應(yīng)的信號；以及3)從所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路輸出的信號中選擇出與待測信號的頂端點(diǎn)相關(guān)的信號并輸出該信號。
所述方法進(jìn)一步包括以下步驟3-1)利用所述裝置的所述頂端點(diǎn)檢測電路檢測待測信號的頂端點(diǎn)，使其輸出信號的幅度盡量維持在頂端點(diǎn)附近，并使其輸出信號接近為有一定幅度的直流信號；3-2)利用所述裝置的所述幅度調(diào)節(jié)電路對所述頂端點(diǎn)檢測電路的輸出信號的幅度進(jìn)行調(diào)節(jié)；3-3)利用所述裝置的所述幅度比較電路對通過所述輸入端輸入的待測信號的幅度與所述頂端點(diǎn)檢測電路的輸出信號的幅度進(jìn)行比較，并產(chǎn)生比較結(jié)果信號；以及3-4)利用所述比較結(jié)果信號作為控制信號對所述開關(guān)電路進(jìn)行控制，以導(dǎo)通或者切斷所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路向所述裝置的所述輸出端輸出的信號。
在根據(jù)本發(fā)明第二個方面所述的信號頂端點(diǎn)搜尋方法中，由所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路通過所述開關(guān)電路輸出至所述輸出端的信號為方型脈沖信號，所述方型脈沖信號與所述待測信號的頂端點(diǎn)具有對應(yīng)的關(guān)系。
在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述方型脈沖信號的下降沿對應(yīng)于所述待測信號的頂端點(diǎn)。
在根據(jù)本發(fā)明所述的信號頂端點(diǎn)搜尋方法中，所述待測信號為能夠反映出人體生理特征的信號。
所述人體生理特征信號可以是心電圖信號。在這種情況下，所述輸入端被連接至心電圖信號的感應(yīng)器，并且此時所述裝置測量的信號頂端點(diǎn)可以是心電圖信號中的R型波信號的頂端點(diǎn)。
所述待測信號還可以是光體積變化描記信號。在這種情況下，所述輸入端被連接至光體積變化描記信號的感應(yīng)器，并且此時所述裝置測量的信號頂端點(diǎn)為光體積變化描記信號的頂端點(diǎn)。
另外，在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述方法進(jìn)一步包括利用與所述裝置的所述輸出端相連的外部信號處理器對所述裝置的輸出信號進(jìn)行處理的步驟。
根據(jù)本發(fā)明的第三個方面所述，它提供了一種利用上述裝置進(jìn)行血壓測量的設(shè)備，所述設(shè)備包括第一信號頂端點(diǎn)搜尋裝置，用于對第一人體生物特征信號的頂端點(diǎn)進(jìn)行搜尋；第二信號頂端點(diǎn)搜尋裝置，用于對第二人體生物特征信號的頂端點(diǎn)進(jìn)行搜尋；信號處理器，用于記錄分別來自所述第一信號頂端點(diǎn)搜尋裝置和所述第二信號頂端點(diǎn)搜尋裝置的頂端點(diǎn)搜尋結(jié)果信號的時間基點(diǎn)，計算兩個時間基點(diǎn)之間的時間差距，并根據(jù)所述時間差距計算出血壓。
在根據(jù)本發(fā)明第三個方面所述的設(shè)備中，所述第一人體生物特征信號可以為心電圖信號，而且，在這種情況下，所述頂端點(diǎn)為心電圖信號中的R型波信號的頂端點(diǎn)。所述第二人體生物特征信號為光體積變化描記信號。
所述設(shè)備可還包括一個顯示器，用于顯示對血壓的測量結(jié)果。
所述設(shè)備還包括有存儲器，用于保存計算血壓所需的參數(shù)和公式。
所述設(shè)備還可包括鍵盤輸入裝置，用于輸入計算血壓所需的參數(shù)。
根據(jù)本發(fā)明的第四個方面所述，它提供了一種利用上述裝置進(jìn)行血壓測量的方法，所述方法包括以下步驟1)利用所述第一信號頂端點(diǎn)搜尋裝置對心電圖信號中的頂端點(diǎn)進(jìn)行搜尋；2)利用所述第二信號頂端點(diǎn)搜尋裝置對光體積變化描記信號的頂端點(diǎn)進(jìn)行搜尋；3)利用所述信號處理器記錄分別來自所述第一信號頂端點(diǎn)搜尋裝置和所述第二信號頂端點(diǎn)搜尋裝置的頂端點(diǎn)搜尋結(jié)果信號的時間基點(diǎn)，計算兩個時間基點(diǎn)之間的時間差距；以及4)由所述信號處理器根據(jù)所述時間差距計算出血壓。
在根據(jù)本發(fā)明第四個方面所述的方法中，所述第一人體生物特征信號可以為心電圖信號，而且，在這種情況下，所述頂端點(diǎn)為心電圖信號中的R型波信號的頂端點(diǎn)。所述第二人體生物特征信號為光體積變化描記信號。
上述步驟4)中進(jìn)一步包括根據(jù)保存在一存儲器中的參數(shù)和公式計算血壓的步驟。
所述方法還可包括顯示計算出來的血壓的步驟。
所述方法還可包括輸入計算血壓所需參數(shù)的步驟。
本發(fā)明可應(yīng)用于但不限于無破損式，連續(xù)式及無腕帶氣囊式血壓計，由于簡化了利用諸如信號頂端搜尋程序進(jìn)行的后期信號處理，因此它對信號處理器的要求不高。與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明不但成本較低和省電，而且，由于程序得到了簡化，所以其開發(fā)時間亦相對減少，從而大大增加成本效益。


通過以下的詳細(xì)文字說明并參考附圖，本發(fā)明的上述目的、特征及優(yōu)點(diǎn)將變得更加清楚，在以下的附圖中圖1為根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例所述的信號頂端點(diǎn)搜尋裝置的電路結(jié)構(gòu)圖；圖2為根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例所述的信號頂端點(diǎn)搜尋方法的流程圖；圖3為本發(fā)明實(shí)施例中的信號波形圖；圖4為根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例所述的血壓測量設(shè)備的結(jié)構(gòu)框圖；圖5為根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例所述的血壓測量方法的流程框圖。
優(yōu)選實(shí)施例的說明以下將參考附圖本發(fā)明的各個實(shí)施例進(jìn)行詳細(xì)說明。
首先參考圖1和圖3對根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例所述的信號頂端點(diǎn)搜尋裝置進(jìn)行說明。
圖1為根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例所述的信號頂端點(diǎn)搜尋裝置的電路結(jié)構(gòu)圖。圖3為本發(fā)明實(shí)施例中的信號波形圖。如圖1所示，該裝置包括輸入端110，用于接收輸入信號，輸入信號可以來自心電圖信號或是光體積變化描記信號，其典型的信號波形如圖3中的310所示；與輸入端110相連的電流轉(zhuǎn)向檢測電路120，其中包括運(yùn)算放大器U1、電阻R1及電容C1，該電路用于感應(yīng)輸入電流的轉(zhuǎn)向，從而輸出方型脈沖信號，其輸出的方型脈沖信號的典型信號波形如圖3中的340所示，由于電流轉(zhuǎn)向檢測電路120在每次電流轉(zhuǎn)向時均會輸出方型脈沖信號，因此并不能代表輸入信號的頂端點(diǎn)的位置(從圖3中的310與340的對應(yīng)關(guān)系可以看出)，所以需要另加電路來搜尋頂端點(diǎn)；與輸入端110相連的頂端點(diǎn)檢測電路130，其內(nèi)包括兩個運(yùn)算放大器U2和U3、二極管D1以及電容C2，該電路用于檢測輸入信號的頂端點(diǎn)并將其輸出信號的幅度盡量維持在頂端點(diǎn)附近，使其輸出信號接近為有一定幅度的直流信號，其典型的輸出信號波形如圖3中的320所示；與頂端點(diǎn)檢測電路130的輸出端相連的幅度調(diào)節(jié)電路140，其內(nèi)設(shè)有一可變電阻VR1，用以調(diào)節(jié)頂端點(diǎn)信號的幅度，從而輸出一種經(jīng)調(diào)節(jié)幅度的直流信號，其典型信號波形如330所示；幅度比較電路150，其內(nèi)設(shè)有一運(yùn)算放大器U4，運(yùn)算放大器U4的兩個輸入端分別與幅度調(diào)節(jié)電路140的輸出端以及輸入端110相連，電路150用于對經(jīng)過幅度調(diào)節(jié)的直流信號與輸入信號的幅度進(jìn)行比較，如果輸入信號的幅度大于經(jīng)過幅度調(diào)節(jié)的直流信號，則它將輸出方型脈沖信號，否則，它將使其輸出端接地(即，使輸出端保持低電平)；開關(guān)電路1 60，其內(nèi)設(shè)有晶體管Q1、兩極真空D2管及一種電阻R2，晶體管Q1的基極通過電阻R2與幅度比較電路140的輸出端相連以作為開關(guān)電路160的控制端，其柵極與電路轉(zhuǎn)向檢測電路120的輸出端相連，其發(fā)射極通過二極管D2連接至輸出端170，如果幅度比較電路150輸出的信號為方型脈沖信號(高電平)，則開關(guān)電路160將接通電流轉(zhuǎn)向檢測電路120與輸出端170，如果幅度比較電路150的輸出端接地(低電平)，則開關(guān)電路160將切斷電流轉(zhuǎn)向檢測電路120與輸出端170的連接，這樣，經(jīng)過開關(guān)電路160的處理，就可以將圖3所示波形340中的那些與頂端點(diǎn)無關(guān)的方型脈沖濾除，從而形成如350所示的典型波形；以及輸出端170，它可將諸如方型脈沖信號350的信號傳送給外部設(shè)備(如信號處理器)以做進(jìn)一步處理。
本發(fā)明人提請注意的是，雖然在上述說明中以具體電路結(jié)構(gòu)的形式對本發(fā)明的實(shí)施例做出了說明，但這些說明不應(yīng)被認(rèn)為是對本發(fā)明的限制。對于本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員來說，上述各個電路都可有多種公知的實(shí)現(xiàn)方法。例如，在Willis J.Tompkins and John G.Webster，EDS，“SignalProcessing-Hardware versus Software”(信號處理-硬件與軟件)，inDesign of Microcomputer-Based Medical Instrumentation，London，Prentice-Hall International，Inc.，1981；Sergio Franco，“Nonlinear Circuits”(非線性電路)，in Design with Operational Amplifiers and AnalogIntegrated Circuits-2ndedition，New York，The McGraw-Hill Companies，1997以及M.J.Burke，“Low-power ECG amplifier/detector fordry-electrode heart rate monitoring”(用于干電極心率監(jiān)測的低功率ECG放大器/探測器)，Medical & Biological Engineering & Computing，vol.32，pp.678-83，1994等參考文獻(xiàn)中就記載了上述各個電路的一些具體實(shí)現(xiàn)的例子。
接下來將參考圖1、圖2和圖3對根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例所述的信號頂端點(diǎn)搜尋方法進(jìn)行說明。
圖2為根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例所述的信號頂端點(diǎn)搜尋方法的流程圖。如圖2所示，首先，在步驟210中，待測信號被輸入，所輸入的待測信號可以來自心電圖信號或是光體積變化描記信號，其典型信號波形如圖3中的310所示。然后，在步驟220中，待測信號被輸入至電路轉(zhuǎn)向檢測電路120(見圖1)，并在步驟230中受到電流轉(zhuǎn)向檢測，隨著電流產(chǎn)生如波形310的轉(zhuǎn)向，轉(zhuǎn)向檢測電路120將相應(yīng)地輸出方型脈沖信號至開關(guān)電路160，其典型波形如340所示。由于電路轉(zhuǎn)向檢測電路120在每次電流轉(zhuǎn)向均會輸出方型脈沖信號，因此這些信號并不能代表輸入信號的頂端點(diǎn)的位置，所以需要對這些信號做進(jìn)一步的過濾，以濾除那些與頂端點(diǎn)無關(guān)的方型脈沖信號。與此同時，待測信號還被輸入至頂端點(diǎn)檢測電路130，在步驟240中，頂端點(diǎn)檢測電路130對待測信號的頂端點(diǎn)進(jìn)行檢測，并輸出頂端點(diǎn)信號。然后，在步驟250中，頂端點(diǎn)檢測電路130輸出的頂端點(diǎn)信號的幅度受到幅度調(diào)節(jié)電路140的調(diào)節(jié)，并被輸出至幅度比較電路150。在步驟260中，幅度比較電路150對待測信號的幅度與幅度調(diào)節(jié)電路的輸出信號的幅度進(jìn)行比較，并根據(jù)比較結(jié)果輸出一個控制信號。電路轉(zhuǎn)向檢測電路120與輸出端170將在該控制信號的控制下被相應(yīng)地連通或者切斷，具體來說，如果待測信號的幅度大于幅度調(diào)節(jié)電路的輸出信號的幅度，則開關(guān)電路160導(dǎo)通，進(jìn)而開啟電路轉(zhuǎn)向檢測電路的輸出(步驟270)，反之，則開關(guān)電路關(guān)閉，進(jìn)而關(guān)閉電路轉(zhuǎn)向檢測電路的輸出(步驟280)。最后，測量結(jié)果信號(具有諸如350所示的信號波形)通過輸出端170被輸出至諸如信號處理器的外部設(shè)備(步驟290)。
上述步驟240至260的目的是為了從電流轉(zhuǎn)向檢測電路所輸出的方型脈沖信號中濾除那些與頂端點(diǎn)無關(guān)的信號。但是，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員應(yīng)該明白，濾除非頂端點(diǎn)信號的技術(shù)手段并不僅限于上述的具體方法。例如，也可以采用低通和高通濾波器進(jìn)行濾波的方法。由于心電圖信號及光體積變化描記信號于本發(fā)明只用作頂端點(diǎn)的檢察，其運(yùn)用到的有效頻譜大約在0.5赫茲到30赫茲之間。而噪音的頻譜大多在直流或50赫茲附近，因此，可以采用低通和高通濾波器把非信號的噪音濾除。低通和高通濾波器的設(shè)計可參考例如以下文獻(xiàn)Sergio Franco，“ActiveFiltersPart I”(有源濾波器第一章)，in Design with Operational Amplifiersand Analog Integrated Circuits-2ndedition，New York，The McGraw-HillCompanies，1997.
以下將參考圖4和圖5對本發(fā)明所述裝置在血壓測量中的應(yīng)用進(jìn)行說明。
圖4是根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例所述的血壓測量設(shè)備的結(jié)構(gòu)示意框圖。如圖4所示，一種根據(jù)本發(fā)明所述的血壓測量設(shè)備主要由兩個本發(fā)明所述的頂端點(diǎn)測量裝置430和440以及信號處理器450組成。裝置430可用于測量其由心電圖信號感應(yīng)器410所收集的心電圖信號的頂端點(diǎn)，并將其頂端點(diǎn)的準(zhǔn)確時間輸出至信號處理器450以作為血壓測量的一項(xiàng)參考指標(biāo)。在確定頂端點(diǎn)的準(zhǔn)確時間時，可以采用心電圖信號中的R型波信號的頂端點(diǎn)作為基點(diǎn)。本發(fā)明電路440可用于測量由光體積變化描記信號感應(yīng)器420所收集的光體積變化描記信號的頂端點(diǎn)，并將其頂端點(diǎn)的準(zhǔn)確時間輸出至信號處理器450以作為血壓測量的另一項(xiàng)參考指標(biāo)。在確定頂端點(diǎn)的準(zhǔn)確時間時，可以采用光體積變化描記信號的頂端點(diǎn)作為基點(diǎn)。另外，在采用上述頂端點(diǎn)作為測量血壓的基點(diǎn)時，可以采用本發(fā)明裝置所輸出的方型脈沖信號的下降沿邊(見圖3中的360)作為輸入信號的頂端點(diǎn)的時間位置。信號處理器450利用裝置430和440所收集的信號頂端點(diǎn)的準(zhǔn)確時間分別作為基點(diǎn)，計算出兩個時間基點(diǎn)之間的時間差，并利用血壓與脈搏傳送時間(即，上述時間差)的對應(yīng)相關(guān)關(guān)系計算出血壓。根據(jù)本實(shí)施例所述的血壓測量設(shè)備還可包括，例如輸入鍵盤470，用于向信號處理器450手工輸入血壓測量所需的參數(shù)；記憶體460，用于存儲進(jìn)行血壓測量所需的參數(shù)及計算公式；以及顯示器480，用于向用戶或醫(yī)務(wù)人員報告血壓測量的結(jié)果，等等。由于這些部件對本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員來說都是公知的，故此不再贅述。
圖5為根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例所述的血壓測量方法的流程框圖。如圖5所示，當(dāng)利用如圖4所示的本發(fā)明設(shè)備進(jìn)行血壓測量時，在步驟510中，首先執(zhí)行頂端檢測算法，即，利用信號處理器450對通過本發(fā)明的線路430或440所輸出的心電圖信號的頂端脈沖跟光體積變化描記信號的頂端脈沖290進(jìn)行運(yùn)算，以計算出心電圖信號及光體積變化描記信號的頂端點(diǎn)時間位置。然后，在步驟520中，信號處理器450根據(jù)心電圖信號與光體積變化描記信號之間的時間差以確定出脈搏傳送時間的值。接下來，在步驟530中，信號處理器450對脈搏傳送時間的總數(shù)是否達(dá)到默認(rèn)值(例如10)做出判斷。使用單一的脈搏傳送時間去決定血壓會存在許多不穩(wěn)定的因子，從而增加血壓檢測的誤差。在本發(fā)明是基于10個脈搏傳送時間的平均值。步驟530是需要被重復(fù)直到10個脈搏傳送時間被檢測。下一步，在步驟540中，信號處理器450根據(jù)在內(nèi)存460中所頂先調(diào)測的方程式，并利用步驟530所計算的平均脈搏傳送時間，從而計算出收縮壓，平均壓和舒張壓。在決定收縮壓，平均壓和舒張壓之后，數(shù)值被傳送到步驟550。在步驟550中，如果血壓值不在正常值范圍內(nèi)(例如收縮壓大于240mmHg)，則處理器450將在步驟560中發(fā)出錯誤信息。計算出來的收縮壓、平均壓和舒張壓可通過顯示器480被顯示出來，也可通過諸如無線傳輸裝置的通信裝置被傳送給遠(yuǎn)端以便于進(jìn)一步的處理。如果需要另外的血壓測量，則步驟570將重復(fù)步驟510、520、530、540、550和560。
權(quán)利要求
1.一種信號頂端點(diǎn)搜尋裝置，包括輸入端，用于輸入待測信號；電流轉(zhuǎn)向檢測電路，用于根據(jù)待測信號的輸入電流方向而輸出相應(yīng)的信號；頂端點(diǎn)檢測電路，用于檢測待測信號的頂端點(diǎn)，使其輸出信號的幅度盡量維持在頂端點(diǎn)附近，并使其輸出信號接近為有一定幅度的直流信號；幅度調(diào)節(jié)電路，用于調(diào)節(jié)其輸入信號的幅度；幅度比較電路，用于對其輸入信號的幅度進(jìn)行比較，并根據(jù)比較結(jié)果輸出相應(yīng)的信號；開關(guān)電路，用于在控制信號的控制下使其通過的信號被導(dǎo)通或切斷；以及輸出端，用于將信號輸出至外部，其中，待測信號通過所述輸入端、所述頂端點(diǎn)檢測電路以及所述幅度調(diào)節(jié)電路被輸入至所述幅度比較電路的一端，待測信號還通過所述輸入端被直接連接至所述幅度比較電路的另一端，所述幅度比較電路對兩個所述輸入信號的幅度進(jìn)行比較，并將比較結(jié)果信號輸出至所述開關(guān)電路的控制端以作為其控制信號，所述開關(guān)電路根據(jù)該控制信號的控制，將來自所述輸入端并經(jīng)由所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路輸入的信號通過所述輸出端輸出至外部，或者切斷所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路與所述輸出端的連接。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，由所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路通過所述開關(guān)電路輸出至所述輸出端的信號為方型脈沖信號，并且所述方型脈沖信號與所述待測信號的頂端點(diǎn)具有對應(yīng)的關(guān)系。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的裝置，其特征在于，所述方型脈沖信號的下降沿對應(yīng)于所述待測信號的頂端點(diǎn)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，所述待測信號為能夠反映出人體生理特征的信號。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的裝置，其特征在于，所述人體生理特征信號為心電圖信號。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的裝置，其特征在于，所述輸入端被連接至心電圖信號的感應(yīng)器，并且此時所述裝置測量的信號頂端點(diǎn)為心電圖信號中的R型波信號的頂端點(diǎn)。
7.根據(jù)權(quán)利要求4所述的裝置，其特征在于，所述人體生理特征信號為光體積變化描記信號。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的裝置，其特征在于，所述輸入端被連接至光體積變化描記信號的感應(yīng)器，并且此時所述裝置測量的信號頂端點(diǎn)為光體積變化描記信號的頂端點(diǎn)。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，所述頂端點(diǎn)檢測電路包括第一運(yùn)算放大器、第二運(yùn)算放大器、二極管以及電容，其中，所述第一運(yùn)算放大器的同相輸入端與所述裝置的所述輸入端相連，其反相輸入端與所述第二運(yùn)算放大器的反相輸入端及輸出端相連，所述第一運(yùn)算放大器的輸出端通過所述二極管連接至所述第二運(yùn)算放大器的同相輸入端，所述第二運(yùn)算放大器的同相輸入端通過所述電容接地。
10.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，所述裝置的所述輸出端被連接至一信號處理器，該信號處理器用于對所述裝置的輸出信號進(jìn)行處理。
11.一種利用權(quán)利要求1所述的裝置進(jìn)行信號頂端點(diǎn)搜尋的方法，包括以下步驟1)通過所述裝置的所述輸入端輸入待測信號；2)利用所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路對待測信號進(jìn)行電流轉(zhuǎn)向檢測，并輸出相應(yīng)的信號；以及3)從所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路輸出的信號中選擇出與待測信號的頂端點(diǎn)相關(guān)的信號并輸出該信號。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其特征在于所述步驟3)進(jìn)一步包括以下步驟3-1)利用所述裝置的所述頂端點(diǎn)檢測電路檢測待測信號的頂端點(diǎn)，使其輸出信號的幅度盡量維持在頂端點(diǎn)附近，并使其輸出信號接近為有一定幅度的直流信號；3-2)利用所述裝置的所述幅度調(diào)節(jié)電路對所述頂端點(diǎn)檢測電路的輸出信號的幅度進(jìn)行調(diào)節(jié)；3-3)利用所述裝置的所述幅度比較電路對通過所述輸入端輸入的待測信號的幅度與所述頂端點(diǎn)檢測電路的輸出信號的幅度進(jìn)行比較，并產(chǎn)生比較結(jié)果信號；以及3-4)利用所述比較結(jié)果信號作為控制信號對所述開關(guān)電路進(jìn)行控制，以導(dǎo)通或者切斷所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路向所述裝置的所述輸出端輸出的信號。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其特征在于，由所述電流轉(zhuǎn)向檢測電路通過所述開關(guān)電路輸出至所述輸出端的信號為方型脈沖信號，所述方型脈沖信號與所述待測信號的頂端點(diǎn)具有對應(yīng)的關(guān)系。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其特征在于，所述方型脈沖信號的下降沿對應(yīng)于所述待測信號的頂端點(diǎn)。
15.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其特征在于，所述待測信號為能夠反映出人體生理特征的信號。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其特征在于，所述人體生理特征信號為心電圖信號。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其特征在于，所述輸入端被連接至心電圖信號的感應(yīng)器，并且此時所述裝置測量的信號頂端點(diǎn)為心電圖信號中的R型波信號的頂端點(diǎn)。
18.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其特征在于，所述待測信號為光體積變化描記信號。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，其特征在于，所述輸入端被連接至光體積變化描記信號的感應(yīng)器，并且此時所述裝置測量的信號頂端點(diǎn)為光體積變化描記信號的頂端點(diǎn)。
20.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其特征在于所述方法進(jìn)一步包括利用與所述裝置的所述輸出端相連的外部信號處理器對所述裝置的輸出信號進(jìn)行處理的步驟。
21.一種利用權(quán)利要求1所述裝置進(jìn)行血壓測量的設(shè)備，包括第一信號頂端點(diǎn)搜尋裝置，用于對第一人體生物特征信號的頂端點(diǎn)進(jìn)行搜尋；第二信號頂端點(diǎn)搜尋裝置，用于對第二人體生物特征信號的頂端點(diǎn)進(jìn)行搜尋；以及信號處理器，用于記錄分別來自所述第一信號頂端點(diǎn)搜尋裝置和所述第二信號頂端點(diǎn)搜尋裝置的頂端點(diǎn)搜尋結(jié)果信號的時間基點(diǎn)，計算兩個時間基點(diǎn)之間的時間差距，并根據(jù)所述時間差距計算出血壓。
22.根據(jù)權(quán)利要求21所述的設(shè)備，其特征在于，所述第一人體生物特征信號為心電圖信號。
23.根據(jù)權(quán)利要求22所述的設(shè)備，其特征在于，所述頂端點(diǎn)為所述心電圖信號中的R型波信號的頂端點(diǎn)。
24.根據(jù)權(quán)利要求21所述的設(shè)備，其特征在于，所述第二人體生物特征信號為光體積變化描記信號。
25.根據(jù)權(quán)利要求21所述的設(shè)備，其特征在于，所述設(shè)備還包括一個與所述信號處理器連接的顯示器，用于顯示對血壓的測量結(jié)果。
26.根據(jù)權(quán)利要求21所述的設(shè)備，其特征在于，所述設(shè)備還包括有存儲器，用于保存計算血壓所需的參數(shù)和公式。
27.根據(jù)權(quán)利要求21所述的設(shè)備，其特征在于，所述設(shè)備還包括鍵盤輸入裝置，用于輸入計算血壓所需的參數(shù)。
28.一種利用權(quán)利要求21所述設(shè)備進(jìn)行血壓測量的方法，包括以下步驟1)利用所述第一信號頂端點(diǎn)搜尋裝置對第一人體生物特征信號的頂端點(diǎn)進(jìn)行搜尋；2)利用所述第二信號頂端點(diǎn)搜尋裝置對第二人體生物特征信號的頂端點(diǎn)進(jìn)行搜尋；3)利用所述信號處理器記錄分別來自所述第一信號頂端點(diǎn)搜尋裝置和所述第二信號頂端點(diǎn)搜尋裝置的頂端點(diǎn)搜尋結(jié)果信號的時間基點(diǎn)，計算兩個時間基點(diǎn)之間的時間差距；以及4)由所述信號處理器根據(jù)所述時間差距計算出血壓。
29.根據(jù)權(quán)利要求28所述的方法，其特征在于，所述第一人體生物特征信號為心電圖信號。
30.根據(jù)權(quán)利要求29所述的方法，其特征在于，所述頂端點(diǎn)為所述心電圖信號中的R型波信號的頂端點(diǎn)。
31.根據(jù)權(quán)利要求28所述的方法，其特征在于，所述第二人體生物特征信號為光體積變化描記信號。
32.根據(jù)權(quán)利要求28所述的方法，其特征在于，所述步驟4)中進(jìn)一步包括根據(jù)保存在一存儲器中的參數(shù)和公式計算血壓的步驟。
33.根據(jù)權(quán)利要求28所述的方法，其特征在于，所述方法還包括顯示計算出來的血壓的步驟。
34.根據(jù)權(quán)利要求28所述的方法，其特征在于，所述方法還包括輸入計算血壓所需參數(shù)的步驟。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種信號頂端點(diǎn)搜尋裝置，該裝置包括多具運(yùn)算放大器、數(shù)種電容、電阻、可變電阻、二極管及晶體管。它可被用于測量人體所發(fā)放的心電圖信號(Electrocardiogram－ECG)或是光體積變化描記信號(Photoplethysmogrph－PPG)的頂端點(diǎn)，這些頂端點(diǎn)可被用于人體血壓的測量。另外，本發(fā)明還公開一種信號頂端點(diǎn)搜尋方法以及其在血壓測量中的應(yīng)用。本發(fā)明的裝置可被應(yīng)用于但不限于無損式、連續(xù)式及無腕帶氣囊式血壓計，其目的在于簡化后期的信號處理，例如信號頂端點(diǎn)搜尋程序。因此可選用一些運(yùn)算速度比較慢的信號處理器作信號分析。與常用的信號處理器相比，不但價錢比較低和省電，而且由于程序簡化了，開發(fā)處理器的時間亦相對減少，大大增加成本效益。
文檔編號A61B5/021GK1548006SQ03136659
公開日2004年11月24日 申請日期2003年5月22日 優(yōu)先權(quán)日2003年5月22日
發(fā)明者張元亭, 葉龍, 潘少恒 申請人:香港中文大學(xué)