一種血壓測(cè)量裝置的制作方法

本發(fā)明涉及醫(yī)療器械技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種血壓測(cè)量裝置。

背景技術(shù)：

無(wú)創(chuàng)血壓的測(cè)量方法主要有聽(tīng)診法、示波法以及用麥克風(fēng)代替聽(tīng)診器的方法，但都是基于一個(gè)可充氣氣囊的袖帶，通過(guò)先加壓阻斷肢體動(dòng)脈血流，然后緩慢放氣，使阻斷的動(dòng)脈血流再重新打開(kāi)的過(guò)程，檢測(cè)袖帶內(nèi)的柯氏音或脈搏振蕩信號(hào)，實(shí)現(xiàn)人體收縮壓、舒張壓、平均壓、脈率的測(cè)量。

但是，采用聽(tīng)診法進(jìn)行血壓測(cè)量需要由經(jīng)過(guò)訓(xùn)練的專業(yè)醫(yī)護(hù)人員操作，不利于用戶在家里進(jìn)行血壓的自我測(cè)量；并且該種方式無(wú)法適應(yīng)動(dòng)態(tài)血壓的測(cè)量和監(jiān)護(hù)；同時(shí)血壓測(cè)量的準(zhǔn)確度容易受周?chē)h(huán)境聲音的影響。采用麥克風(fēng)代替聽(tīng)診器的電子方法，同樣也容易受周?chē)h(huán)境聲音的影響，且袖帶內(nèi)檢測(cè)聲音的敏感度弱于示波法。

對(duì)于單氣囊的示波法血壓測(cè)量，與聽(tīng)診法相比，袖帶內(nèi)檢測(cè)振蕩波的敏感度更強(qiáng)，且不易受周?chē)肼暤挠绊?，能夠?qū)崿F(xiàn)用戶家庭自我血壓測(cè)量以及動(dòng)態(tài)血壓的測(cè)量和監(jiān)護(hù)，但是仍然存在以下問(wèn)題：（1）由于袖帶近端血流的沖擊，在肢體動(dòng)脈血流打開(kāi)前，袖帶內(nèi)也能檢測(cè)到一定大小的振蕩波（見(jiàn)附圖2，正常人單氣囊內(nèi)放氣過(guò)程的壓力值和振蕩波），且隨著壓力的減小，也呈逐漸增大的趨勢(shì)，因此在袖帶內(nèi)壓力低于人體收縮壓，動(dòng)脈血流重新打開(kāi)的時(shí)刻，袖帶內(nèi)檢測(cè)到的振蕩波信號(hào)并無(wú)很明確的標(biāo)志，不利于收縮壓的測(cè)量；（2）由于上述原因（1），采用示波法的血壓測(cè)量一般為幅度系數(shù)法，收縮壓和舒張壓的幅度系數(shù)基于大數(shù)據(jù)統(tǒng)計(jì)出來(lái)的，因此存在一定的個(gè)體差異性，在某些用戶測(cè)量時(shí)會(huì)出現(xiàn)與真實(shí)血壓存在較大差距的情況；（3）對(duì)于患有頻發(fā)早搏或房顫的心律失?；颊撸蛎看涡呐K泵血的強(qiáng)度不同，袖帶內(nèi)每搏產(chǎn)生的振蕩波信號(hào)的強(qiáng)度也不相同（見(jiàn)附圖3，房顫患者單氣囊內(nèi)放氣過(guò)程的壓力值和振蕩波；附圖4，頻發(fā)早搏單氣囊內(nèi)放氣過(guò)程的壓力值和振蕩波），因此不嚴(yán)格符合在放氣過(guò)程中，檢測(cè)到的振蕩波信號(hào)由小變大，增大到一定程度再變小的過(guò)程，導(dǎo)致頻發(fā)早搏或房顫患者血壓測(cè)量的誤差較大。

現(xiàn)有技術(shù)尚未解決如何準(zhǔn)確的定位被測(cè)動(dòng)脈血壓出現(xiàn)的時(shí)刻對(duì)應(yīng)的袖帶內(nèi)壓力，尤其是被測(cè)者為房顫的心律失?；颊?。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的在于解決現(xiàn)有技術(shù)的缺陷，提供一種血壓測(cè)量裝置，能夠準(zhǔn)確的定位被測(cè)動(dòng)脈血壓出現(xiàn)的時(shí)刻所對(duì)應(yīng)的袖帶內(nèi)壓力，尤其是對(duì)于頻發(fā)早搏或房顫心律失常的患者也能準(zhǔn)確的測(cè)量出動(dòng)脈血壓。

為了實(shí)現(xiàn)上述目的，本發(fā)明提供的一種血壓測(cè)量裝置，所述測(cè)量裝置用于通過(guò)被測(cè)者一肢體測(cè)量動(dòng)脈血壓，所述測(cè)量裝置包括：

兩個(gè)充氣氣囊：上游氣囊和下游氣囊；所述上游氣囊和下游氣囊在同一袖帶內(nèi)或在兩個(gè)相連接的不同袖帶內(nèi)或在兩個(gè)不相連接的不同袖帶內(nèi)，所述袖帶用于綁定在所述肢體上；

兩個(gè)壓力傳感器：與所述上游氣囊連接的第一壓力傳感器和與所述下游氣囊連接的第二壓力傳感器；

一個(gè)充氣泵，對(duì)所述袖帶內(nèi)的兩個(gè)氣囊進(jìn)行充氣；

一個(gè)電磁閥，所述上、下游氣囊通過(guò)該電磁閥實(shí)現(xiàn)物理上的聯(lián)通和斷開(kāi)；

一個(gè)比例放氣閥，通過(guò)PWM控制比例放氣閥對(duì)所述上游氣囊全程進(jìn)行勻速放氣；

一個(gè)MCU控制器，并設(shè)有連接所述充氣泵、電磁閥和比例放氣閥的控制線路，以及分別連接所述壓力傳感器的若干信號(hào)線路；

所述MCU控制器執(zhí)行包括以下步驟的血壓測(cè)量過(guò)程：

S1.將所述上、下游氣囊同步加壓到低于一般人舒張壓的一個(gè)壓力值，此時(shí)停止對(duì)所述下游氣囊的加壓，對(duì)所述上游氣囊繼續(xù)緩慢加壓，并通過(guò)所述第二壓力傳感器檢測(cè)所述下游氣囊內(nèi)的振蕩波情況，當(dāng)大于3倍的脈搏間隔或超過(guò)2秒鐘未檢測(cè)到振蕩波時(shí)，說(shuō)明所述上游氣囊內(nèi)的壓力已超過(guò)被測(cè)動(dòng)脈收縮壓，被測(cè)動(dòng)脈內(nèi)的血流已被阻斷，此時(shí)停止對(duì)所述上游氣囊的加壓，并同時(shí)控制所述上游氣囊勻速放氣；

S2. 在所述上游氣囊勻速放氣過(guò)程中同步采集所述第一壓力傳感器的壓力值和振蕩波，以及所述第二壓力傳感器的振蕩波，根據(jù)所述第二壓力傳感器檢測(cè)到所述下游氣囊內(nèi)的振蕩波信號(hào)由從無(wú)到有時(shí)所述上游氣囊中的氣壓，確定被測(cè)動(dòng)脈的收縮壓。

進(jìn)一步的，當(dāng)所述第二壓力傳感器檢測(cè)到所述下游氣囊內(nèi)的振蕩波實(shí)現(xiàn)從無(wú)到有時(shí)，此時(shí)檢測(cè)到P1振蕩波，隨著放氣的進(jìn)行，連續(xù)檢測(cè)到P2、P3、P4、P5振蕩波，計(jì)算平均脈搏間期：aveRR = （P5- P1）/4，根據(jù)P1和aveRR計(jì)算P0的位置，P0 = P1 –aveRR，從而得到經(jīng)過(guò)校準(zhǔn)后收縮壓對(duì)應(yīng)的位置：SBP_index = （P0 + P1）/2。

更進(jìn)一步的，所述上游氣囊和下游氣囊大小的比例為3:1至5:1之間。

更進(jìn)一步的，測(cè)量開(kāi)始后，將所述比例放氣閥關(guān)閉、所述電磁閥打開(kāi)，所述充氣泵全速對(duì)所述上、下游氣囊進(jìn)行充氣；當(dāng)所述上、下游氣囊同步加壓到40mmHg時(shí)，將所述電磁閥關(guān)閉，實(shí)現(xiàn)兩個(gè)氣囊物理上的斷開(kāi)，停止對(duì)所述下游氣囊的加壓，所述充氣泵的充氣速度由全速降為20mmHg/s；當(dāng)所述上游氣囊內(nèi)的壓力大于100mmHg時(shí)，所述充氣泵的充氣速度由20mmHg/s降為10mmHg/s。

更進(jìn)一步的，通過(guò)PWM控制比例放氣閥對(duì)所述上游氣囊全程進(jìn)行勻速放氣的放氣速度為3mmHg/s，當(dāng)所述上游氣囊內(nèi)檢測(cè)到的所述第一壓力傳感器的壓力值小于平均壓MAP的1/2時(shí)，打開(kāi)所述比例放氣閥和電磁閥，將所述上、下游氣囊內(nèi)的氣體全部放出。

更進(jìn)一步的，所述平均壓MAP的確定方法是在所述上游氣囊勻速放氣過(guò)程中，所述第一壓力傳感器檢測(cè)到的上游氣囊振蕩波幅度從小變大再變小的過(guò)程中，當(dāng)幅度達(dá)到最大時(shí)，此時(shí)對(duì)應(yīng)的所述第一壓力傳感器壓力值即為被測(cè)動(dòng)脈的平均壓MAP。

更進(jìn)一步的，對(duì)所述第一壓力傳感器內(nèi)檢測(cè)出的脈搏波峰值進(jìn)行曲線擬合，進(jìn)一步校準(zhǔn)平均壓MAP，擬合曲線最大值位置處對(duì)應(yīng)的所述第一壓力傳感器值即為校準(zhǔn)后的被測(cè)動(dòng)脈的平均壓MAP。

更進(jìn)一步的，根據(jù)計(jì)算出的收縮壓SBP和平均壓MAP，利用以下公式先估算出舒張壓：DBP =（3 *MAP– SBP） / 2；在估算出DBP±10mmHg內(nèi)，以確定幅度包絡(luò)線上舒張壓出現(xiàn)位置的搜索范圍index1和index2，在搜索范圍內(nèi)，包絡(luò)線上相鄰點(diǎn)差分絕對(duì)值最大的點(diǎn)max_diff對(duì)應(yīng)的第一傳感器壓力值，即為被測(cè)動(dòng)脈的舒張壓DBP。

更進(jìn)一步的，根據(jù)放氣過(guò)程中所述第一壓力傳感器檢測(cè)到的振蕩波信號(hào)，計(jì)算相鄰振蕩波信號(hào)的間期、求平均aveRR，再轉(zhuǎn)換為搏/分的方式，即為脈率值，公式如下：PR = 60 * SR / aveRR，其中SR為系統(tǒng)采樣率。

本發(fā)明的有益效果：

（一）本發(fā)明血壓測(cè)量裝置的兩個(gè)氣囊通過(guò)一個(gè)電磁閥實(shí)現(xiàn)物理上的聯(lián)通和斷開(kāi)，只需要一個(gè)充氣泵即可實(shí)現(xiàn)對(duì)上下游氣囊的同步加壓，操作簡(jiǎn)單且有利于降低硬件成本，同時(shí)，在下游氣囊加壓結(jié)束后繼續(xù)對(duì)上游氣囊加壓以及全程對(duì)上游氣囊勻速放氣的過(guò)程，對(duì)上下游氣囊斷開(kāi)的能夠保證在兩個(gè)氣囊內(nèi)檢測(cè)到的振蕩波信號(hào)互相不受干擾，便于收縮壓出現(xiàn)時(shí)刻的判斷。

（二）本發(fā)明血壓測(cè)量裝置采用了兩個(gè)壓力傳感器，在提高信號(hào)檢測(cè)靈敏度的同時(shí)，避免了麥克風(fēng)容易受周?chē)肼暤挠绊?；并且兩個(gè)壓力傳感器的數(shù)據(jù)采集在時(shí)序上同步，以便根據(jù)下游氣囊檢測(cè)到的第二壓力傳感器振蕩波信號(hào)判斷動(dòng)脈血流打開(kāi)時(shí)，在上游氣囊第一壓力傳感器檢測(cè)出的壓力值，從而確定出被測(cè)動(dòng)脈的收縮壓，相比較于采用現(xiàn)有技術(shù)中提到收縮壓出現(xiàn)時(shí)刻的確定更加準(zhǔn)確，尤其是針對(duì)頻發(fā)早搏、房顫等每搏泵血輸出量不同的心律失?；颊?，只要能產(chǎn)生動(dòng)脈血流，即可準(zhǔn)確的測(cè)量出被測(cè)動(dòng)脈的收縮壓。

（三）本發(fā)明血壓測(cè)量裝置在加壓過(guò)程中采用變速加壓，通過(guò)下游氣囊第二壓力傳感器檢測(cè)到的振蕩波信號(hào)，判斷阻斷被測(cè)動(dòng)脈所需要的壓力，避免加壓過(guò)高引起被測(cè)者的不適以及低于被測(cè)者的收縮壓而導(dǎo)致收縮壓的測(cè)量結(jié)果低于真實(shí)值；在放氣過(guò)程中根據(jù)檢測(cè)到的平均壓，當(dāng)?shù)谝粔毫鞲衅鞯膲毫χ敌∮谄骄鶋旱囊话霑r(shí)，打開(kāi)放氣閥將上下游氣囊內(nèi)的氣體全部放出，避免放氣壓力過(guò)低導(dǎo)致的測(cè)量時(shí)間過(guò)長(zhǎng)的情況以及放氣壓力高于被測(cè)者舒張壓時(shí)而導(dǎo)致舒張壓的測(cè)量結(jié)果高于真實(shí)值。

（四）本發(fā)明血壓測(cè)量裝置通過(guò)下游氣囊第二壓力傳感器檢測(cè)出的振蕩波信號(hào)，可以精確的定位出動(dòng)脈血流再次打開(kāi)的時(shí)刻，再通過(guò)脈搏間期進(jìn)行二次修正，有利于提高收縮壓的測(cè)量準(zhǔn)確度，使誤差控制在2mmHg以內(nèi)。

附圖說(shuō)明

圖1為本發(fā)明血壓測(cè)量裝置的連接示意圖，

圖2為正常人單氣囊內(nèi)放氣過(guò)程的壓力值和振蕩波的示意圖，

圖3為房顫患者單氣囊內(nèi)放氣過(guò)程的壓力值和振蕩波的示意圖，

圖4為頻發(fā)早搏單氣囊內(nèi)放氣過(guò)程的壓力值和振蕩波的示意圖，

圖5為本發(fā)明血壓測(cè)量裝置加壓過(guò)程中上游氣囊壓力值和下游氣囊振蕩波的示意圖，

圖6為本發(fā)明血壓測(cè)量裝置放氣過(guò)程中上游氣囊壓力值和下游氣囊振蕩波的示意圖，

圖7為本發(fā)明血壓測(cè)量裝置放氣過(guò)程中上游氣囊內(nèi)檢測(cè)到的壓力值和振蕩波的示意圖。

具體實(shí)施方式

下面結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步描述。以下實(shí)施例僅用于更加清楚地說(shuō)明本發(fā)明的技術(shù)方案，而不能以此來(lái)限制本發(fā)明的保護(hù)范圍。

如圖1所示，本發(fā)明一種血壓測(cè)量裝置，由雙氣囊袖帶、雙壓力傳感器、一個(gè)充氣泵、一個(gè)比例放氣閥、一個(gè)電磁閥以及一個(gè)MCU控制器、測(cè)量結(jié)果顯示裝置和語(yǔ)音播報(bào)裝置、按鍵組成；并設(shè)有連接所述充氣泵、電磁閥和比例放氣閥的控制線路，以及分別連接所述壓力傳感器的若干信號(hào)線路。

該測(cè)量裝置通過(guò)一個(gè)充氣泵對(duì)袖帶內(nèi)的兩個(gè)氣囊進(jìn)行充氣；雙壓力傳感器分別檢測(cè)上下游氣囊內(nèi)的壓力值和振蕩波；電磁閥用于實(shí)現(xiàn)兩個(gè)氣囊之間的物理上的聯(lián)通和斷開(kāi)；比例閥用于上游氣囊勻速放氣；上游氣囊用于通過(guò)加壓阻斷動(dòng)脈血流，并檢測(cè)氣囊內(nèi)的壓力值和振蕩波；下游氣囊用于通過(guò)加一個(gè)固定的壓力值，檢測(cè)血流通過(guò)時(shí)的振蕩波信號(hào)，結(jié)合上游氣囊內(nèi)的壓力值，準(zhǔn)確的計(jì)算動(dòng)脈的收縮壓；MCU控制器實(shí)現(xiàn)對(duì)充氣泵、電磁閥、比例放氣閥的加壓和放氣過(guò)程的控制以及實(shí)現(xiàn)對(duì)收縮壓、舒張壓、平均壓和脈率的計(jì)算，并將測(cè)量結(jié)果送顯示和語(yǔ)音播報(bào)裝置；按鍵用于控制測(cè)量的開(kāi)始和結(jié)束。

在所述MCU控制器中設(shè)置有控制和數(shù)據(jù)處理程序，所述控制和數(shù)據(jù)處理程序執(zhí)行包括以下步驟的血壓測(cè)量過(guò)程：

步驟一、將所述上、下游氣囊同步加壓到低于一般人舒張壓的一個(gè)壓力值，此時(shí)停止對(duì)所述下游氣囊的加壓，對(duì)所述上游氣囊繼續(xù)緩慢加壓，并通過(guò)所述第二壓力傳感器檢測(cè)所述下游氣囊內(nèi)的振蕩波情況，當(dāng)大于3倍的脈搏間隔或超過(guò)2秒鐘未檢測(cè)到振蕩波時(shí)，說(shuō)明所述上游氣囊內(nèi)的壓力已超過(guò)被測(cè)動(dòng)脈收縮壓，被測(cè)動(dòng)脈內(nèi)的血流已被阻斷，此時(shí)停止對(duì)所述上游氣囊的加壓，并同時(shí)控制所述上游氣囊勻速放氣；

步驟二、 在所述上游氣囊勻速放氣過(guò)程中同步采集所述第一壓力傳感器的壓力值和振蕩波，以及所述第二壓力傳感器的振蕩波，根據(jù)所述第二壓力傳感器檢測(cè)到所述下游氣囊內(nèi)的振蕩波信號(hào)由從無(wú)到有時(shí)所述上游氣囊中的氣壓，確定被測(cè)動(dòng)脈的收縮壓。

如圖1和圖5~7所示，使用本發(fā)明血壓測(cè)量裝置測(cè)量動(dòng)脈的收縮壓、舒張壓、平均壓和脈率的方法包括以下步驟：

（1）測(cè)量開(kāi)始后，將比例放氣閥關(guān)閉、將電磁閥打開(kāi)，充氣泵全速對(duì)上下游氣囊進(jìn)行充氣；

（2）當(dāng)上下游氣囊內(nèi)的壓力達(dá)到40mmHg時(shí)，將電磁閥關(guān)閉，實(shí)現(xiàn)兩個(gè)氣囊物理上的斷開(kāi)，停止對(duì)下游氣囊的加壓，充氣泵的充氣速度由全速降為20mmHg/s；

（3）當(dāng)上游氣囊內(nèi)的壓力大于100mmHg時(shí)，充氣泵的充氣速度降為10mmHg/s；

（4）加壓的過(guò)程中，通過(guò)第二壓力傳感器檢測(cè)下游氣囊內(nèi)的振蕩波情況，當(dāng)大于3倍的脈搏間隔或超過(guò)2秒鐘未檢測(cè)到振蕩波時(shí)，見(jiàn)附圖5，說(shuō)明上游氣囊內(nèi)的壓力已超過(guò)動(dòng)脈收縮壓，動(dòng)脈內(nèi)的血流已被阻斷，關(guān)閉充氣泵，停止對(duì)上游氣囊的充氣，同時(shí)打開(kāi)比例放氣閥，通過(guò)PWM控制實(shí)現(xiàn)上游氣囊勻速放氣，放氣速度為3mmHg每秒；

（5）上游氣囊勻速放氣過(guò)程中同步采集上游氣囊第一壓力傳感器的壓力值和振蕩波、下游氣囊第二壓力傳感器振蕩波；

（6）如附圖6，當(dāng)?shù)诙毫鞲衅鞑杉较掠螝饽覂?nèi)的振蕩波實(shí)現(xiàn)從無(wú)到有時(shí)，P1的出現(xiàn)證明有血流通過(guò)下游氣囊，此時(shí)上游氣囊內(nèi)的壓力由高于被測(cè)動(dòng)脈收縮壓變?yōu)?<= 收縮壓，相比較于采用現(xiàn)有技術(shù)中提到收縮壓出現(xiàn)時(shí)刻的確定更加準(zhǔn)確，尤其是針對(duì)頻發(fā)早搏、房顫等每搏泵血輸出量不同的心律失?；颊撸灰墚a(chǎn)生動(dòng)脈血流，即可準(zhǔn)確的測(cè)量出被測(cè)動(dòng)脈的收縮壓；

（7）隨著放氣的進(jìn)行，連續(xù)檢測(cè)到P2、P3、P4、P5振蕩波，并計(jì)算平均脈搏間期：aveRR = （P5- P1）/4；

（8）根據(jù)P1和aveRR計(jì)算P0的位置，P0 = P1 –aveRR；

（9）收縮壓對(duì)應(yīng)的位置：SBP_index = （P0 + P1）/2；

（10）收縮壓壓力值：第一壓力傳感器壓力值SBP_index處的值即為被測(cè)動(dòng)脈的收縮壓SBP，經(jīng)過(guò)修正后的收縮壓測(cè)量精度在2mmHg以內(nèi)（該誤差與放氣速度和被測(cè)用戶的脈率相關(guān)，誤差2mmHg系放氣速度為3mmHg/s，脈率大于30次/分）；

（11）放氣過(guò)程中，第一壓力傳感器檢測(cè)到的上游氣囊振蕩波，見(jiàn)附圖7，幅度從小變大再變小的過(guò)程中，當(dāng)幅度達(dá)到最大時(shí)，此時(shí)對(duì)應(yīng)的第一壓力傳感器壓力值即為被測(cè)動(dòng)脈的平均壓MAP；

（12）當(dāng)上游氣囊內(nèi)檢測(cè)到的第一壓力傳感器的壓力值小于平均壓MAP的1/2時(shí)，打開(kāi)比例閥和電磁閥，將上下游氣囊內(nèi)的氣體全部放出；

（13）平均壓MAP的二次修正：見(jiàn)圖7，計(jì)算第一壓力傳感器檢測(cè)到振蕩波幅值的上包絡(luò)線，包絡(luò)線最大值對(duì)應(yīng)的第一傳感器壓力值即為修正后的平均壓MAP；

（14）舒張壓DBP的計(jì)算：根據(jù)計(jì)算出的SBP和MAP，利用以下公式先估算出舒張壓：DBP =（3 *MAP– SBP） / 2；在估算出DBP±10mmHg內(nèi)，以確定幅度包絡(luò)線上舒張壓出現(xiàn)位置的搜索范圍index1和index2，見(jiàn)圖7；在搜索范圍內(nèi)，包絡(luò)線上相鄰點(diǎn)差分絕對(duì)值最大的點(diǎn)max_diff對(duì)應(yīng)的第一傳感器壓力值，即為被測(cè)動(dòng)脈的舒張壓DBP；

（15）脈率PR的計(jì)算：見(jiàn)圖7，采用第一壓力傳感器檢測(cè)到的振蕩波信號(hào)，計(jì)算相鄰振蕩波信號(hào)的間期、求平均aveRR，再轉(zhuǎn)換為搏/分的方式，公式如下：PR = 60 * SR / aveRR，其中SR為系統(tǒng)采樣率。

最后應(yīng)說(shuō)明的是：顯然，上述實(shí)施例僅僅是為清楚地說(shuō)明本發(fā)明所作的舉例，而并非對(duì)實(shí)施方式的限定。例如本發(fā)明實(shí)施例中血壓測(cè)量裝置的測(cè)量結(jié)果顯示裝置、語(yǔ)音播報(bào)裝置和按鍵可根據(jù)實(shí)際需要進(jìn)行選擇、替換和省略。對(duì)于所屬領(lǐng)域的普通技術(shù)人員來(lái)說(shuō)，在上述說(shuō)明的基礎(chǔ)上還可以做出其它不同形式的變化或變動(dòng)。這里無(wú)需也無(wú)法對(duì)所有的實(shí)施方式予以窮舉。而由此所引申出的顯而易見(jiàn)的變化或變動(dòng)仍處于本發(fā)明的保護(hù)范圍之中。