專利名稱：一種無創(chuàng)血壓測量裝置及其測量方法
技術領域：
本發(fā)明涉及血壓測量，特別是涉及一種無創(chuàng)血壓測量裝置及其測量方法。
背景技術：
血壓是人體最主要的醫(yī)學基本參數(shù)之一。無創(chuàng)血壓測量是最常用的血壓檢查方 法，包括汞柱血壓計采用的柯氏音聽診法和大多電子血壓計采用的示波法?？率弦袈犜\法 測量簡單，缺點是不同的人可能測出不同的結果，有時差別較大，主要原因是1)心臟搏動 具有非連續(xù)性，導致兩次心跳間汞柱下降高度存在難以避免的誤差；2)血液流動細微時不 一定產生柯氏音，導致聽音時不能辨別特征音的出現(xiàn)時間；3)聽音時觀察水銀壓力計汞柱 變化的反應不一，且讀數(shù)時存在視覺誤差；4)聽音時對特征音出現(xiàn)時間的辨別有差異，與 技巧和熟練程度相關；5)釋壓放氣速度容易偏離國際標準3 5mmHg/秒，形成誤差。示波 法是比較先進的電子測量方法，由于是依據平均壓和經驗系數(shù)估計收縮壓和舒張壓，個體 差異比較大；心臟搏動具有非連續(xù)性，也導致兩次心跳間氣囊壓力下降值存在難以避免的 誤差；身體運動、袖帶振動、氣管振動、氣管的剛性以及釋壓放氣速度都會影響測量結果的 準確性。

發(fā)明內容
本發(fā)明所要解決的一個技術問題是彌補上述現(xiàn)有技術的缺陷，提供一種改進的無 創(chuàng)血壓測量裝置。本發(fā)明所要解決的另一個技術問題是彌補上述現(xiàn)有技術的缺陷，提供一種改進的 無創(chuàng)血壓測量方法。本發(fā)明基于探測脈搏波的變化信息以無創(chuàng)確定血壓中的收縮壓和舒張壓。所述脈 搏波是主動脈根部周期性的擴張和收縮通過血管壁向外周傳播所產生的波動，所述主動脈 根部周期性的擴張和收縮與心臟周期性的收縮和擴張同步。本發(fā)明的無創(chuàng)血壓測量裝置技術問題通過以下技術方案予以解決。這種無創(chuàng)血壓測量裝置，包括主機與加壓綁帶，所述主機設有與氣壓傳感器連接 的微處理器，所述加壓綁帶是帶氣管的充氣囊狀綁帶，與所述氣壓傳感器連接，綁定在充氣 后可完全阻斷被測者動脈血液流動的肢體部位。這種無創(chuàng)血壓測量裝置的特點是設有脈搏波探測頭，所述脈搏波探測頭固定在所述加壓綁帶按動脈血液流動方向 的下游部位，并與所述主機連接，用于探測脈搏波的變化信息，實時傳感由加壓綁帶的壓力 變化而產生的血液流動脈沖的變化。所述微處理器基于測量脈搏波在收縮壓附近的幅度基本呈線性變化，對所述脈搏 波探測頭探測的從零緩慢增大過程中若干個脈搏波幅度及其相對應的加壓綁帶壓力進行 實時處理，確定收縮壓；所述微處理器基于測量脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間延遲 時間特性，對脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間延遲時間從有變化至相對不變過程中若干個脈沖延遲時間及其相對應的加壓綁帶壓力進行實時處理，確定舒張壓。本發(fā)明的無創(chuàng)血壓測量裝置技術問題通過以下進一步的技術方案予以解決。所述脈搏波探測頭是壓力感應式脈搏波探測頭和光電感應式脈搏波探測頭中的一種。所述主機還包括分別與微處理器連接的脈搏波信號處理電路、氣壓信號處理電 路、充氣泵電機控制電路、放氣電磁閥控制電路、人機交互界面、充氣泵、小孔放氣閥、放氣 電磁閥，所述脈搏波信號處理電路與所述脈搏波探測頭連接，所述氣壓信號處理電路的輸 入端與所述氣壓傳感器輸出端連接，所述氣壓傳感器輸出端與所述氣壓信號處理電路的輸 入端連接，所述充氣泵電機控制電路與所述充氣泵的電機連接，所述放氣電磁閥控制電路 與所述放氣電磁閥連接。所述脈搏波信號處理電路包括脈搏波信號放大器、以及輸入端與脈搏波信號放 大器連接而輸出端與所述微處理器連接或集成在微處理器內的脈搏波信號模數(shù)轉換器 (Analog-to-Digital Converter, ifADC)。所述氣壓信號處理電路包括設置在主機內的氣壓傳感器、與氣壓傳感器連接的氣 壓信號放大器，以及輸入端與氣壓信號放大器連接而輸出端與所述微處理器連接或集成在 微處理器內的氣壓信號ADC。所述主機還包括分別與脈搏波探測頭、加壓綁帶連接的脈搏波探測頭插口、加壓 綁帶插口，所述脈搏波探測頭插口與所述脈搏波信號處理電路的輸入端連接，所述加壓綁 帶插口與所述氣壓傳感器的輸入端連接。本發(fā)明的無創(chuàng)血壓測量裝置技術問題通過以下再進一步的技術方案予以解決。所述氣壓信號放大器是由氣壓信號交流放大器和氣壓信號直流放大器組成的雙 路并行的氣壓信號放大器，所述氣壓信號交流放大器用于放大表征加壓綁帶內氣壓在血液 流動脈沖作用下波動信息的交流氣壓信號，所述氣壓信號直流放大器用于放大表征加壓綁 帶內氣壓信息的直流氣壓信號。所述氣壓信號ADC包括輸入端分別與氣壓信號交流放大器、氣壓信號直流放大器 連接而輸出端與所述微處理器連接或集成在微處理器內的氣壓交流信號ADC、氣壓直流信 號 ADC。所述壓力感應式脈搏波探測頭包括壓力感應片、與所述壓力感應片連接的脈搏波 信號引線，所述探測頭的外表面設有緩沖墊。當感應式脈搏波探測頭放置于動脈血管體表 時，由于動脈血管的周期性波動，引起體表皮膚周期性的起伏，并通過緩沖墊擠壓壓力感應 片，導致壓力感應片產生周期性的壓電信號，或導致壓力感應片產生周期性的電阻變化。所 述光電感應式脈搏波探測頭包括光發(fā)射器和光接收器、與所述光發(fā)射器連接的電源及光發(fā) 射信號引線、與所述光接收器連接的電源及光接收信號引線。當光電式脈搏波探測頭放置 于動脈血管體表時，由于動脈血管的周期性波動，引起被探測部位對光電感應式探測頭中 光發(fā)射器所發(fā)射的光線吸收程度的周期性的變化，通過光電感應式探測頭中光接收器對經 血液流動吸收后的散射光或透射光進行探測，即可得到與動脈血液流動脈沖相對應的電信 號脈沖。所述人機交互界面是包括鍵盤、顯示器的人機交互界面。本發(fā)明的無創(chuàng)血壓測量方法技術問題通過以下技術方案予以解決。
這種無創(chuàng)血壓測量方法，依次有以下步驟依次有以下步驟1)將加壓綁帶綁定在充氣后可完全阻斷被測者動脈血液流動的肢體部位，再將脈 搏波探測頭固定在加壓綁帶按動脈血液流動方向的下游部位；2)按下主機鍵盤的啟動鍵，充氣泵電機接通電源，開始向加壓綁帶充氣，加壓綁帶 壓力從零緩慢增大，直至脈搏波探測頭信號輸出為零，即動脈血液流動被完全阻斷后，充氣 泵電機切斷電源，停止充氣；3)放氣電磁閥關閉狀態(tài)下，通過小孔放氣閥緩慢放氣，加壓綁帶壓力緩慢下降，脈 搏波探測頭信號從零緩慢增大，直至加壓綁帶壓力小于舒張壓，在此過程中，氣壓交流信號 及脈搏波探測頭信號分別經放大、模數(shù)轉換后進入微處理器記錄并分析處理；所述微處理器基于測量脈搏波在收縮壓附近的幅度基本呈線性變化，對脈搏波探 測頭探測的從零緩慢增大過程中若干個脈搏波幅度及其相對應的加壓綁帶壓力進行實時 處理，確定收縮壓；所述微處理器基于測量脈搏波在舒張壓附近的與相對應的氣壓交流信號之間延 遲時間特性，對脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間延遲時間從有變化至相對不變過程中 若干個脈沖延遲時間及其相對應的加壓綁帶壓力進行實時處理，確定舒張壓；4)打開放氣電磁閥，快速放氣，充氣囊壓力快速下降至零，顯示屏顯示收縮壓與舒 張壓的測量結果；5)按下主機鍵盤的關閉電源鍵，結束測量。本發(fā)明的無創(chuàng)血壓測量方法技術問題通過以下進一步的技術方案予以解決。所述步驟3)由以下關系式確定收縮壓PssO= (H2XPssl-HlXPss2)/(H2_Hl) ； ......(1)式⑴中PssO是精確的收縮壓，當加壓綁帶壓力為PssO時，血液流動剛好由完全被阻斷狀 態(tài)轉變?yōu)橹饾u恢復流動狀態(tài)，此時脈搏波幅度HO為零；H2是加壓綁帶壓力為Pss2時的脈搏波幅度；Hl是加壓綁帶壓力為Pssl時的脈搏波幅度。所述收縮壓的關系式基于加壓綁帶壓力變化時收縮壓附近的脈搏波幅度基本呈 線性變化，即(Pss2-Pss0):H2 = (Pssl-PssO):H1。 ...... (2)關系式⑴與關系式⑵等同，只是形式演變。所述步驟3)由以下步驟確定舒張壓3 · 1)測量出在舒張壓附近至少連續(xù)五點數(shù)據組成的，脈搏波與相對應的氣壓交 流信號之間延遲時間特性曲線，其中有至少連續(xù)三點的數(shù)據的加壓綁帶壓力、脈搏波與相 對應的氣壓交流信號之間延遲時間基本呈線性變化，關系曲線為斜線，以下關系式成立(Psz3-Psz0):T3 = (Psz2_PszO):T2 = (Pszl-PszO):Τ1 ； ......(3)還有至少連續(xù)兩點的數(shù)據的加壓綁帶壓力、脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間 延遲時間基本呈為一固定值，關系曲線為水平線，以下關系式成立PszO > PszA > PszB ； ......(4)
TO = (TA+TB) /2 ； ......(5)3 · 2)由時間特性曲線中的斜線與水平線的交點確定舒張壓式(3)、⑷中PszO是精確的舒張壓，此點是上述斜線與水平線的交點；式(5)中TO是精確的舒張壓點延遲時間。本發(fā)明的無創(chuàng)血壓測量方法技術問題通過以下再進一步的技術方案予以解決。所述充氣后可阻斷被測者動脈血液流動的肢體部位，包括肘部位、腕部位、指部 位、腿部位和踝部位。本發(fā)明與現(xiàn)有技術對比的有益效果是本發(fā)明將非連續(xù)事件轉變?yōu)檫B續(xù)測量，一方面基于測量脈搏波在收縮壓附近的幅 度基本呈線性變化，替代判斷柯氏音從無到有的過程，避免了由心臟搏動的非連續(xù)性造成 的不可避免的可能誤差，可以準確無創(chuàng)測量血壓中的收縮壓；另一方面基于測量脈搏波與 相對應的氣壓交流信號之間延遲時間在舒張壓附近的時間特性，替代判斷柯氏音從有到無 的過程，也避免了由心臟搏動非連續(xù)性造成的不可避免的可能誤差，可以準確無創(chuàng)測量血 壓中的舒張壓。


圖1是本發(fā)明具體實施方式
的使用狀態(tài)圖；圖2是圖1的主機組成方框圖；圖3是本發(fā)明具體實施方式
的加壓綁帶壓力變化時，收縮壓附近脈搏波幅度基本 呈線性變化的示意圖；圖4是本發(fā)明具體實施方式
的加壓綁帶壓力變化時，舒張壓前后脈搏波延遲時間 變化的示意圖。
具體實施例方式下面結合具體實施方式
并對照附圖對本發(fā)明進行說明。一種如附圖1 4所示的無創(chuàng)血壓測量儀及其測量方法，包括主機1，以及分別與 主機連接的加壓綁帶2、壓力感應式脈搏波探測頭3。加壓綁帶2是帶氣管的充氣囊狀綁 帶，綁定在充氣后可完全阻斷被測者肘動脈血液流動，并與主機1上的加壓綁帶插口連接， 壓力感應式脈搏波探測頭3固定在加壓綁帶按動脈血液流動方向的下游部位，并與主機1 上的脈搏波探測頭插口連接。壓力感應式脈搏波探測頭3用于探測脈搏波的變化信息，實 時傳感由加壓綁帶2的壓力變化而產生的血液流動脈沖的變化。主機1包括微處理器、分別與微處理器連接的脈搏波信號處理電路、氣壓信號處 理電路、充氣泵電機控制電路、放氣電磁閥控制電路、人機交互界面、氣壓傳感器、充氣泵、 小孔放氣閥、放氣電磁閥，以及分別與脈搏波探測頭3、加壓綁帶2連接的脈搏波探測頭插 口、加壓綁帶插口。脈搏波探測頭插口與脈搏波信號處理電路的輸入端連接，加壓綁帶插口 與氣壓傳感器連接，氣壓傳感器輸出端與氣壓信號處理電路的輸入端連接，充氣泵的電機 與充氣泵電機控制電路連接，放氣電磁閥與放氣電磁閥控制電路連接。
脈搏波信號處理電路包括脈搏波信號放大器、以及輸入端與脈搏波信號放大器連 接而輸出端與微處理器連接的脈搏波信號ADC，脈搏波信號ADC集成在微處理器內。氣壓信號處理電路包括設置在主機1內的氣壓傳感器、與氣壓傳感器連接的氣壓 信號放大器，以及輸入端與氣壓信號放大器連接而輸出端與微處理器連接的氣壓信號ADC， 氣壓信號ADC集成在微處理器內。氣壓信號放大器是由氣壓信號交流放大器和氣壓信號直流放大器組成的雙路并 行的氣壓信號放大器，氣壓信號交流放大器用于放大表征加壓綁帶內氣壓在血液流動脈沖 作用下波動信息的交流氣壓信號，氣壓信號直流放大器用于放大表征加壓綁帶內氣壓信息 的直流氣壓信號。氣壓信號ADC包括輸入端分別與氣壓信號交流放大器、氣壓信號直流放大器連接 而輸出端與微處理器連接的氣壓交流信號ADC、氣壓直流信號ADC。人機交互界面是包括鍵盤、顯示器的人機交互界面。本具體實施方式
的無創(chuàng)血壓測量儀的測量方法，依次有以下步驟依次有以下步驟1)將加壓綁帶2綁定在充氣后可完全阻斷被測者動脈血液流動的肢體部位，并與 加壓綁帶插口連接；再將壓力感應式脈搏波探測頭3固定在加壓綁帶2按動脈血液流動方 向的下游部位，并與壓力感應式脈搏波探測頭插口連接；2)按下主機1鍵盤的啟動鍵，充氣泵電機接通電源，開始向加壓綁帶2充氣，加壓 綁帶2壓力從零緩慢增大，直至壓力感應式脈搏波探測頭3信號輸出為零即動脈血液流動 被完全阻斷后，充氣泵電機切斷電源，停止充氣；3)放氣電磁閥關閉狀態(tài)下，通過小孔放氣閥緩慢放氣，加壓綁帶2壓力緩慢下降， 壓力感應式脈搏波探測頭3信號從零緩慢增大，直至加壓綁帶2壓力小于舒張壓，在此過程 中，氣壓脈動信號及壓力感應式脈搏波探測頭3信號分別經放大、模數(shù)轉換后進入微處理 器記錄并分析處理；微處理器基于測量脈搏波在收縮壓附近的幅度基本呈線性變化，對脈搏波探測頭 探測的從零緩慢增大過程中若干個脈搏波幅度及其相對應的加壓綁帶壓力進行實時處理， 由以下關系式確定收縮壓PssO= (H2XPssl-HlXPss2)/(H2_Hl) ； ......(1)式⑴中PssO是精確的收縮壓，當加壓綁帶壓力為PssO時，血液流動剛好由完全被阻斷狀 態(tài)轉變?yōu)橹饾u恢復流動狀態(tài)，此時脈搏波幅度HO為零；H2是加壓綁帶壓力為Pss2時的脈搏波幅度；Hl是加壓綁帶壓力為Pssl時的脈搏波幅度；微處理器基于測量脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間延遲時間在舒張壓附近 的時間特性，對脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間延遲時間從有變化至相對不變過程中 若干個脈沖延遲時間及其相對應的加壓綁帶壓力進行實時處理，確定舒張壓；3 · 1)測量出在舒張壓附近至少連續(xù)五點數(shù)據組成的脈搏波與相對應的氣壓交流 信號之間延遲時間特性曲線，其中有至少連續(xù)三點的數(shù)據的加壓綁帶壓力、脈搏波與相對 應的氣壓交流信號之間延遲時間基本呈線性變化，關系曲線為斜線，以下關系式成立
(Psz3-Psz0):T3 = (Psz2_PszO):T2 = (Pszl-PszO):Τ1 ； ......(3)還有至少連續(xù)兩點的數(shù)據的加壓綁帶壓力、脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間 延遲時間基本呈為一固定值，關系曲線為水平線，以下關系式成立PszO > PszA > PszB ； ......(4)TO = (TA+TB) /2 ； ......(5)3 · 2)由時間特性曲線中的斜線與水平線的交點確定舒張壓式(3)、⑷中PszO是精確的舒張壓，此點是上述斜線與水平線的交點；式(5)中TO是精確的舒張壓點延遲時間。4)打開放氣電磁閥，快速放氣，充氣囊壓力快速下降至零，顯示屏顯示收縮壓于舒 張壓的測量結果；5)按下主機1鍵盤的關閉電源鍵，結束測量。以上內容是結合具體的優(yōu)選實施方式對本發(fā)明所作的進一步詳細說明，不能認定 本發(fā)明的具體實施只局限于這些說明。對于本發(fā)明所屬技術領域的普通技術人員來說，在 不脫離本發(fā)明構思的前提下做出若干等同替代或明顯變型，而且性能或用途相同，都應當 視為屬于本發(fā)明由所提交的權利要求書確定的專利保護范圍。
權利要求
一種無創(chuàng)血壓測量裝置，包括主機與加壓綁帶，所述主機設有與氣壓傳感器連接的微處理器，所述加壓綁帶是帶氣管的充氣囊狀綁帶，與所述氣壓傳感器連接，綁定在充氣后可完全阻斷被測者動脈血液流動的肢體部位，其特征在于設有脈搏波探測頭，所述脈搏波探測頭固定在所述加壓綁帶按動脈血液流動方向的下游部位，并與所述主機連接，用于探測脈搏波的變化信息，實時傳感由加壓綁帶的壓力變化而產生的血液流動脈沖的變化；所述微處理器基于測量脈搏波在收縮壓附近的幅度基本呈線性變化，對所述脈搏波探測頭探測的從零緩慢增大過程中若干個脈搏波幅度及其相對應的加壓綁帶壓力進行實時處理，確定收縮壓；所述微處理器基于測量脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間延遲時間特性，對脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間延遲時間從有變化至相對不變過程中若干個脈沖延遲時間及其相對應的加壓綁帶壓力進行實時處理，確定舒張壓。
2.如權利要求1所述的無創(chuàng)血壓測量裝置，其特征在于所述脈搏波探測頭是壓力感應式脈搏波探測頭和光電感應式脈搏波探測頭中的一種。
3.如權利要求1或2所述的無創(chuàng)血壓測量裝置，其特征在于所述主機還包括分別與微處理器連接的脈搏波信號處理電路、氣壓信號處理電路、充 氣泵電機控制電路、放氣電磁閥控制電路、人機交互界面、充氣泵、小孔放氣閥、放氣電磁 閥，所述脈搏波信號處理電路與所述脈搏波探測頭連接，所述氣壓信號處理電路的輸入端 與所述氣壓傳感器輸出端連接，所述氣壓傳感器輸出端與所述氣壓信號處理電路的輸入端 連接，所述充氣泵電機控制電路與所述充氣泵的電機連接，所述放氣電磁閥控制電路與所 述放氣電磁閥連接。
4.如權利要求3所述的無創(chuàng)血壓測量裝置，其特征在于所述脈搏波信號處理電路包括脈搏波信號放大器、以及輸入端與脈搏波信號放大 器連接而輸出端與所述微處理器連接或集成在微處理器內的脈搏波信號模數(shù)轉換器 (Analog-to-Digital Converter, ifB^W^J ADC)；所述氣壓信號處理電路包括設置在主機內的氣壓傳感器、與氣壓傳感器連接的氣壓信 號放大器，以及輸入端與氣壓信號放大器連接而輸出端與所述微處理器連接或集成在微處 理器內的氣壓信號ADC。
5.如權利要求4所述的無創(chuàng)血壓測量裝置，其特征在于所述主機還包括分別與脈搏波探測頭、加壓綁帶連接的脈搏波探測頭插口、加壓綁帶 插口，所述脈搏波探測頭插口與所述脈搏波信號處理電路的輸入端連接，所述加壓綁帶插 口與所述氣壓傳感器的輸入端連接。
6.如權利要求5所述的無創(chuàng)血壓測量裝置，其特征在于所述氣壓信號放大器是由氣壓信號交流放大器和氣壓信號直流放大器組成的雙路并 行的氣壓信號放大器，所述氣壓信號交流放大器用于放大表征加壓綁帶內氣壓在血液流動 脈沖作用下波動信息的交流氣壓信號，所述氣壓信號直流放大器用于放大表征加壓綁帶內 氣壓信息的直流氣壓信號。
7.—種無創(chuàng)血壓測量方法，其特征在于依次有以下步驟1)將加壓綁帶綁定在充氣后可完全阻斷被測者動脈血液流動的肢體部位，再將脈搏波探測頭固定在加壓綁帶按動脈血液流動方向的下游部位；2)按下主機鍵盤的啟動鍵，充氣泵電機接通電源，開始向加壓綁帶充氣，加壓綁帶壓力 從零緩慢增大，直至脈搏波探測頭信號輸出為零，即動脈血液流動被完全阻斷后，充氣泵電 機切斷電源，停止充氣；3)打開放氣電磁閥至緩慢放氣位，加壓綁帶壓力緩慢下降，脈搏波探測頭信號從零緩 慢增大，直至加壓綁帶壓力小于舒張壓，在此過程中，氣壓交流信號及脈搏波探測頭信號分 別經放大、模數(shù)轉換后進入微處理器記錄并分析處理；所述微處理器基于測量脈搏波在收縮壓附近的幅度基本呈線性變化，對脈搏波探測頭 探測的從零緩慢增大過程中若干個脈搏波幅度及其相對應的加壓綁帶壓力進行實時處理， 確定收縮壓；所述微處理器基于測量脈搏波在舒張壓附近的與相對應的氣壓交流信號之間延遲時 間特性，對脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間延遲時間從有變化至相對不變過程中若干 個脈沖延遲時間及其相對應的加壓綁帶壓力進行實時處理，確定舒張壓；4)打開放氣電磁閥至快速放氣位，充氣囊壓力快速下降至零，顯示屏顯示收縮壓與舒 張壓的測量結果；5)按下主機鍵盤的關閉電源鍵，結束測量。
8.如權利要求7所述的無創(chuàng)血壓測量方法，其特征在于 所述步驟3)由以下關系式確定收縮壓PssO = (H2 X Pssl-Hl X Pss2) / (H2-H1) ； ......(1)式(1)中PssO是精確的收縮壓，當加壓綁帶壓力為PssO時，血液流動開始由完全被阻斷狀態(tài)轉 變?yōu)橹饾u恢復流動狀態(tài)，此時脈搏波幅度HO為零； H2是加壓綁帶壓力為Pss2時的脈搏波幅度； Hl是加壓綁帶壓力為Pssl時的脈搏波幅度。
9.如權利要求7或8所述的無創(chuàng)血壓測量方法，其特征在于 所述步驟3)由以下步驟確定舒張壓(3 · 1)測量出在舒張壓附近至少連續(xù)五點數(shù)據組成的脈搏波與相對應的氣壓交流信號 之間延遲時間特性曲線，其中有至少連續(xù)三點的數(shù)據的加壓綁帶壓力、脈搏波與相對應的 氣壓交流信號之間延遲時間基本呈線性變化，關系曲線為斜線，以下關系式成立(Psz3-Psz0):T3 = (Psz2-Psz0):T2 = (Pszl-PszO):Τ1 ； ......(3)還有至少連續(xù)兩點的數(shù)據的加壓綁帶壓力、脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間延遲 時間基本呈為一固定值，關系曲線為水平線，以下關系式成立PszO > PszA > PszB ； ......(4)TO = (TA+TB) /2 ； ......(5)(3 · 2)由時間特性曲線中的斜線與水平線的交點確定舒張壓 式(3)、⑷中PszO是精確的舒張壓，此點是上述斜線與水平線的交點； 式(5)中TO是精確的舒張壓點延遲時間。
10.如權利要求9所述的無創(chuàng)血壓測量方法，其特征在于所述充氣后可阻斷被測者動脈血液流動的肢體部位，包括肘部位、腕部位、指部位、腿 部位和踝部位。
全文摘要
一種無創(chuàng)血壓測量裝置及其測量方法，主機設有與氣壓傳感器連接的微處理器，加壓綁帶是帶氣管的充氣囊狀綁帶，與氣壓傳感器連接，綁定在充氣后可完全阻斷被測者動脈血液流動的肢體部位，設有固定在加壓綁帶按動脈血液流動方向的下游部位的脈搏波探測頭。微處理器對脈搏波探測頭探測的從零緩慢增大過程中若干個脈搏波幅度及其相對應的加壓綁帶壓力進行實時處理，確定收縮壓；且對脈搏波與相對應的氣壓交流信號之間延遲時間從有變化至相對不變過程中若干個脈沖延遲時間及其相對應的加壓綁帶壓力進行實時處理，確定舒張壓。將非連續(xù)事件轉變?yōu)檫B續(xù)測量，避免了由心臟搏動非連續(xù)性造成的不可避免的可能誤差，可以準確無創(chuàng)測量血壓中的收縮壓和舒張壓。
文檔編號A61B5/0225GK101912259SQ201010247968
公開日2010年12月15日 申請日期2010年8月6日 優(yōu)先權日2010年8月6日
發(fā)明者吳小光 申請人:深圳瑞光康泰科技有限公司