CN103054567A - 电子血压计个体自适应加减压控制方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种电子血压计个体自适应加减压控制方法，包括步骤：对套入上臂的袖带进行持续的充气加压；检测脉搏波信号和袖带压力信号；根据加压过程中的脉搏波信号计算平均压P v 和心率S，并根据平均压P v 计算收缩压P s 及设置袖带加压的最大值P m ；在当前的袖带压力达到最大值P m 后，控制气阀进行个体自适应匀速减压，直至达到减压结束状态后控制气阀完全打开，排空气体。通过本发明的电子血压计个体自适应加减压控制方法及电子血压计，能够获取脉搏波数目适中幅度合理包络特征明显的优质脉搏波信号，是血压参数进一步准确辨识和确定的前提条件，整个测量过程大大提高了受测者的舒适性，同时具有很强的个体自适应测量能力。

Description

电子血压计个体自适应加减压控制方法

技术领域

本发明涉及人体生理信号检测与信号处理技术领域，具体涉及一种电子血压计个体自适应加减压控制方法及应用该方法的电子血压计。 

背景技术

目前市场上的电子血压计普遍基于示波法原理（振荡法），而基于示波法的电子血压计大多先加压（充气）后减压（放气），然后在减压过程中检测脉搏波信号，以实现血压参数测量，即为减压时测量技术（MWD技术）。对基于示波法原理的电子血压计，其测量结果应在合理的减压速度（速率）控制之下进行的，只有均匀合适的减压速度才能获取完整的易于识别判断的脉搏波信号，一般采用每秒3-5mmHg的均匀减压速度。 

受袖带作为弹性容器对压力释放特性，以及气阀减压特点等因素的影响，事实上只靠恒定电压（或电流）进行气阀速度控制，得到的袖带压往往是先快后慢非线性曲线，类似指数衰减的过程，如图3中的曲线所示。一方面，刚开始减压速度太快，平均压到收缩压之间的脉搏波数量过少；另一方面，平均压之后的减压速度过慢，脉搏波数量冗余，造成减压时间过长，从而出现不可避免的缺点和问题：如测量者手臂容易充血麻痹，出现明显的压迫感，舒适性大打折扣，又如减压速度不均匀，脉搏波包络不明显，导致测量不稳定结果精度不 高。只有根据个体差异进行均速的减压，才能获得合适数量的脉搏波以及脉搏波包络，并最终得到稳定精确的血压值。目前国内大部分电子血压计厂商仍采用上述第一代技术方案。 

而欧姆龙等极少数业内领先厂商已淘汰了上述技术方案，开始采用电子控制排气阀伺服技术（第二代技术方案），进行负反馈式的排气阀减压速度调整以保证匀速减压。但目前采用的电子控制排气阀伺服技术测量时还是存在明显的缺点和不足，主要表现在： 

目前该技术在实际实施过程中通常只是恒定在某一速率，如5mmHg每秒（比如欧姆龙的全自动电子血压计），虽然人体的正常生理状态下平均心率为75左右，但人体的生理波动很大，特别在运动或病理状态下，心率往往偏离正常值，比如：运动员或体力劳动者心率平静状态下往往会低于每分钟60次，而发烧病人可达100次以上。显然，这种情况下以固定的减压速度下采集到的脉搏信号个数会出现冗余或者不足，不利于血压参数的计算，影响测量精度，因此固定的减压速率并不能适应个体的差异测量，反而造成受测群体的局限化。 

另一方面，由于个体的差异，脉搏波有强弱之分，比如肥胖以及缺少锻炼者的脉搏较弱，体力劳动或粗壮者的脉搏一般较强，他们的脉搏幅度往往相差悬殊。需要对脉搏信号进行个体差异化的放大调理，以提取合适幅度的脉搏波信号。目前一般在放大调理电路中，通过模拟开关调节放大电阻阻值来实现，调节过程需要外部附加电路，实现需要一定硬件成本，同时也增加了仪器体积以及功耗。 

发明内容

针对上述问题，本发明的目的在于提供一种电子血压计个体自适应加减压控制方法及电子血压计，因人而异的应用自适应加减压控制技术，同时对脉搏幅度增益进行个体差异性调整，以提高整个测量过程的舒适性，并获取数量适当、幅度合理、包络特征明显的脉搏波信号，作为判断血压参数的基础。 

为实现上述目的，本发明采用如下技术方案： 

一种电子血压计个体自适应加减压控制方法，包括步骤： 

步骤A：对套入一上臂的袖带通过关闭气阀而打开气泵，进行持续的充气加压； 

步骤B：通过压力传感器检测脉搏波信号和袖带压力信号； 

步骤C：根据检测的加压过程中的脉搏波信号计算先验参数平均压P_v和心率S，其中，平均压P_v即最大脉搏波幅度对应的袖带压，并根据平均压P_v计算收缩压P_s，设置袖带加压的最大压力值P_m为收缩压P_s加上一经验压力值P_E； 

步骤D：在根据袖带压力信号判断当前的袖带压力达到最大值P_m后，关闭气泵，通过PWM技术控制气阀以进行个体自适应匀速减压，直至达到减压结束状态后控制气阀完全打开，排空气体。 

在一优选的实施方式中，在加压过程中，通过PWM技术对袖带进行加压，先通过一预定PWM脉宽比以一预定平均速度对袖带进行加压，每间隔一设定时间判断当前的袖带压力是否达到相应的预定值，并在当前时刻的袖带压力值小于当前时刻的预定值时，增大PWM脉宽 比以增大加压速度，在当前时刻的袖带压力值大于当前时刻的预定值时，减少PWM脉宽比以降低加压速度，直至袖带压力值达到设置的最大值P_m。 

在一优选的实施方式中，获取一固定上臂周长在设定个数的PWM脉宽比下的袖带压与时间曲线，针对每个袖带压与时间曲线获取一特定斜率情况下的PWM脉宽比和压力值，所述特定斜率即减压速率，对获取的多组PWM脉宽比和压力值进行曲线拟合，得到一减压曲线方程Y=kX+b，其中，Y为压力值，X为PWM脉宽比，k为固定的系数，b为常量，即每个特定减压速率对应一减压曲线方程，根据袖带加压的最大值P_m得到减压过程中PWM脉宽比的初始值PWM₀=（Y-b）/k,再根据设定的减压速率Nx和脉搏信号的采样率Sx，得到每采样间隔PWM脉宽比的调整值△PWM=（Nx/Sx）/k,即每采样一次PWM脉宽比的值减少△PWM。 

在一优选的实施方式中，得到预设个特定减压速率对应的多组减压曲线方程，将心率S与减压速率进行对应，得到心率S与减压曲线方程系数k的拟合方程S→k，即k=f1(S),得到心率S与减压曲线方程系数b的拟合方程S→b，即b=f2(S),将减压曲线方程转换为Y=f1(S)*X+f2(S)，即通过加压过程中得到的心率S确定曲线方程中的k和b的值，进而得到减压过程中PWM脉宽比的初始值及调整值，完成因心率差异而进行的PWM脉宽比调整减压控制。 

在一优选的实施方式中，根据仪器外部环境温度的偏移量△T修正减压初始值的偏移量△b，两参数之间的补偿方程为△b=f(△T)， 对PWM脉宽比的初始值修正为： 

PWM₀=(Y-b)/k+△b或PWM₀=(Y-f2(S))/f1(S)+f(△T)。 

在一优选的实施方式中，通过一固定上臂周长在加压过程中测量到的时间参数t0作为上臂周长的参考，其变化量△t与系数k建立对应关系，△t值大上臂粗，△t值小上臂细，得到系数k由于△t的修正值△k，得到两者之间的补偿方程△k=f(△t)，将PWM脉宽比的初始值修正为： 

PWM₀=(Y-f2(S))/(f1(S)+△k)+f(△T)或PWM₀=(Y-f2(S))/(f1(S)+f(△t))+f(△T),调整值修正为△PWM=（Nx/Sx）/(f1(S)+△k)或△PWM=（Nx/Sx）/(f1(S)+f(△t))。 

在一优选的实施方式中，对加压过程中的最大幅度大小P进行等级划分，划为设定8个等级，并相应得到设定个数的等级调整系数F，建立加压过程最大脉搏波幅度P与减压过程脉搏波调整系数F之间的线性函数关系：P(n)→F(n)，或者表达成F(n)=a*P(n)，a是比例系数，与AD转换分辨率有关。减压过程脉搏波信号幅度调整方程为： 

$T\left(n\right)=\frac{T\left(0\right)-B}{2^m}\×F\left(n\right)$ 或 $T\left(n\right)=\frac{T\left(0\right)-B}{2^m}\×\mathrm{aP}\left(n\right)$

其中，T(0)为减压过程采集到的脉搏波ADC值，B为基线值，2的m次方除操作为已有ADC转换精度转换成目标ADC值T(n)。 

一种电子血压计，应用如上所述的电子血压计个体自适应加减压控制方法。 

本发明的有益效果在于： 

在加压及减压过程中能够根据个体差异进行自适应控制，提高被测量对象在测量过程中的舒适度；同时，在测量过程对脉搏波幅度根据个体差异进行增益调整，以获取数量适当、幅度合理、包络特征明显的脉搏波信号，作为合理并适当的数据基础，得到被测量对象准确的血压信息。 

附图说明

图1为实施本发明的电子血压计个体自适应加减压控制方法的电子血压计的示意图； 

图2为利用图1的电子血压计进行本发明的电子血压计个体自适应加减压控制方法的流程图； 

图3为固定上臂周长的情况下不同PWM脉宽比对应的袖带压与时间之间的曲线关系图； 

图4为某一固定减压速率下得到的PWM脉宽比与袖带压关系图； 

图5为不同温度与不同上臂周长下测得的袖带减压曲线图； 

图6为加压过程中得到的脉搏最大幅值与幅度调整系数对应的阶梯图； 

图7为实测得到的袖带压力和脉搏波信号。 

具体实施方式

下面，结合附图以及具体实施方式，对本发明做进一步描述： 

如图1所示，为实施本发明的电子血压计个体自适应加减压控制 方法的电子血压计的示意图。所述电子血压计100包括连通器10、袖带20、气泵控制模块30、气阀控制模块40、袖带压与脉搏波检测模块50、中央处理器70、温度检测模块801、输入输出交互模块802、传输模块803及存储模块804等。气泵控制模块30、气阀控制模块40及袖带压与脉搏波检测模块50分别与连通器10及中央处理器70连接。温度检测模块801、输入输出交互模块802、传输模块803及存储模块804分别与中央处理器70连接，除袖带20外，其他所有模块均内置在仪器100壳体内。在本实施方式中，袖带压与脉搏波检测模块50通过同一压力传感器及对应检测电路来实现，用于检测袖带压信号与脉搏波信号。 

本发明采用脉宽调制技术（PWM），脉宽调制技术是一项自动化控制等领域中常用的技术，在微控制器中大都集成了该控制模块（通过一PWM寄存器实现）。通过改变PWM占空比，再配以数模转换电路（DAC），即可实现输出不同幅度的直流电压或电流控制信号，再加上控制算法，就可以实现自动伺服控制等功能。 

在加压过程中，通过中央处理器70控制利用脉宽调制关闭气阀打开气泵，对袖带20进行充气加压，在袖带压力值达到设定值后进入减压过程。在减压过程中，通过中央处理器70控制利用脉宽调制信号打开气阀，对袖带20进行匀速放气减压，直至达到预定值后完全打开阀门进行放气。在整个过程中利用袖带压及脉搏波检测模块50，在分别通过滤波器电路滤波后，分别提取出脉搏波信号和袖带压力信号，并分别传输至中央处理器70进行模数转换。利用上述整个 充放气过程得到的合适脉搏波信息，进行相关处理，如滤波、幅度计算、平均压重新计算等，得到被测量对象的血压信息，并将血压信息通过输入输出交互模块802显示出来，或通过传输模块803传输至其他PC电脑进行下一步处理。 

如图2所示，为利用图1的电子血压计进行个体自适应加减压控制方法的流程图。所述个体自适应加减压控制方法包括步骤： 

步骤201：对套入一被测量对象上臂的袖带通过关闭气阀打开气泵，进行持续的充气加压； 

步骤202：通过压力传感器检测脉搏波信号和袖带压力信号； 

步骤203：根据检测加压过程中的脉搏波信号和袖带压信号计算先验参数平均压P_v和心率S，其中，平均压P_v即为最大脉搏波幅度对应的袖带压，并根据平均压P_v计算收缩压P_s，设置袖带加压的最大压力值P_m为收缩压P_s加上一经验压力值P_E； 

其中，根据平均压P_v计算收缩压P_s的方法为： 

根据大样本数据统计得到多组舒张压P_d、收缩压P_s及其平均压P_v值，并由此进行平均压P_v和收缩压P_s两参数的拟合，得到方程P_s=A1*P_v+B1，其中，A1为系数，B1为常数，根据加压过程检测到的平均压P_v计算收缩压的值P_s。 

根据平均压P_v计算经验压力值P_E的方法为： 

由于平均压值大，收缩压值相应也变大，加压完全截断上臂肱动脉血流以致脉搏波减小直至消失所达到的袖带压，即最大袖带加压值也相应增大，故应跟据测受者的平均压来调整最大加压值，因此经验 压力值P_E也应作调整。在本实施方式中，经验压力值P_E设为平均压P_v的三分之一，故袖带最大加压值P_m=A1*P_v+B1+P_v/3； 

其中，在上述整个过程的加压过程中，通过PWM技术对袖带进行加压，先通过一预定PWM脉宽比（如最大PWM脉宽比，即最大电压（电流）对袖带进行匀速加压，当袖带压力值达到设定值P后，开始每间隔一设定时间（如1秒）判断当前的袖带压力是否达到相应的预定值，并在当前时刻的袖带压力值小于当前时刻的预定值时，增大PWM脉宽比以增大加压速度，在当前时刻的袖带压力值大于当前时刻的预定值时，减少PWM脉宽比以降低加压速度，直至袖带压力值达到设置的最大值Pm。 

步骤204：在根据袖带压力信号判断当前的袖带压力达到最大值P_m后，关闭气泵结束加压；打开气阀，通过PWM技术控制气阀以进行个体自适应匀速减压，直至达到减压结束状态后控制气阀完全打开，排空袖带内部气体。 

在步骤204中，减压结束状态的判定方法为： 

根据大样本数据统计得到的多组平均压及舒张压值，进行平均压P_v和舒张压P_d两参数的拟合，得到方程：P_d=A2*P_v+B2，其中，A2为系数，B2为常数，根据减压过程中重新检测到的平均压计算舒张压的值，当袖带压力减小到舒张压值减去一参考值时，判定减压结束。在本实施方式中，优选此参考值为计算得到的舒张压估计值P_d的六分之一。或者减压结束状态的判定方法为： 

从最大脉搏波幅度对应的脉搏波开始，对得到的每个脉搏波对应 的脉搏波幅度减去基线，并除以最大脉搏波幅度值，得到每个脉搏波对应的幅度系数，压力值越小幅度系数越小，在一脉搏波对应的幅度系数小于预设系数（如0.4，其大小由实验统计值和仪器本身决定）时判定减压结束。 

然而，在减压过程中，相比于单一PWM信号对控制气阀的减压速度的控制（先快后慢，类似指数衰减的过程）所得到的脉搏波形既不规整也不可控制和预料、不利于脉搏波参数识别、也造成受测者舒适度下降的缺点，本发明的方法通过可调整的PWM脉宽比来动态地均速控制减压，使得得到的脉搏波信号包络特征明显、数量适中，易于后续处理辨识，也大大提高了使用者测量时的舒适度。 

图3是固定上臂周长的情况下不同PWM脉宽比对应的袖带压与时间之间的曲线关系图。本实施方式中的中央处理器所集成的PWM寄存器CCRx值为16位，通过改变该寄存器的值可得到不同的PWM脉宽比，不同的PWM脉宽比输出经低通滤波后得到不同的控制电压或电流。而气阀即电磁阀在工作电压控制下闭合，零电压或电流即断开时开放，显然，可通过改变脉宽比大小即气阀工作电压或电流来实现减压速度的控制。 

在本实施方式中，先获取固定上臂周长在设定个数的PWM脉宽比下的袖带压与时间曲线（如图3所示），针对每个袖带压与时间曲线获取一特定斜率（如4mmHg/s）情况下的PWM脉宽比（寄存器CCRx值）和压力值，所述特定斜率即减压速率，对获取的多组PWM脉宽比和压力值进行曲线拟合，得到一减压曲线方程Y=kX+b（如图4所示）， 其中，Y为压力值，X为PWM脉宽比，k为固定的系数（袖带、气阀、电路等硬件条件在仪器定型时均已确定，故只与所选斜率有关），b为常量，由图4可以看出，在减压速率或速度V（曲线斜率值=4mmHg/s）下，PWM控制信号（脉宽比或占空比）与袖带压力值几乎呈线性关系，即每个减压速率V对应一减压曲线方程。容易知道的是，所选取的特定斜率值越密集，得到的拟合方程也越准确。 

根据袖带加压的最大值P_m得到减压过程中PWM脉宽比的初始值PWM₀=（Y-b）/k,再根据设定的减压速率Nx（每秒钟减少的压力值单位是mmHg）和脉搏信号的采样率Sx，得到每采样间隔PWM脉宽比的调整值△PWM=（Nx/Sx）/k,即每采样一次PWM脉宽比的值减少△PWM（如2个采样间隔才调整一次，则PWM值减少2×△PWM）。由于公式中Y，k，b，Nx,Sx等参数已知，故每次调整的值为已知，是个固定值。 

由于被测量对象的心率因个体差异有明显差别，从40次每分钟的心动过缓到200次/分钟的心动过速，心率值相差十分悬殊。即使是同个人在不同时刻和生理状态下进行测量，其心率也不一样。因此，针对不同心率值S，减压速率V也应得到相应调整。我们可以设定每个脉搏波之间的压力递减速度为4mmHg（取代4mmHg每秒），即每个脉搏波间隔的压力值分辨率设为4mmHg，这样减压速率V与受测者心率S就呈了对应关系。通过充气过程中检测到的心率参数S，即可确定减压速率V。因此，心率快者，减压速度应该设定快些，反之则慢，这样在袖带减压过程中就能够获取合适数量和包络特征明显的脉搏 波。 

因此，为了适应受测者心率变化的可能范围，比如75跳每分钟的减压速率固定设为4mmHg每脉搏间隔（心跳），则38到150跳每分钟的心率对应的减压速率应为2-8mmHg每脉搏间隔。根据图3，即可得到2mmHg、3mmHg、…8mmHg七个等级速率对应的减压曲线方程，其系数k和b与心率S对应有S-k和S-b两组数据。分别得到心率S与减压曲线方程系数对应的拟合方程：S→k或k=f1(S)，以及S→b或b=f2(S)。将减压曲线方程表达为Y=f1(S)*X+f2(S)，即通过加压过程得到的参数心率S可确定曲线方程中的k和b两个参数，进而得到减压调控的PWM初始值及调整值，从而实现精确的因个体心率差异进行的PWM脉宽比减压控制。采用上述的方式，整个减压过程一般可获取25-35个脉搏信号，减压时间根据个体差异，一般耗时20秒左右，这样整个测量时间就可尽量控制在30秒内（测量时间越长舒适性越差）。 

进一步的，本发明的方法中环境温度对整个测量过程也有影响。充气加压的袖带可看作一个容器，内部充满空气，外部环境可看作另外一个容器，两个容器之间通过气泵和气阀来控制气体交换。所以根据理想气体状态方程PV=nRT（n、R为常量）可知，在密闭容器V内温度T的变化影响气压P的变化。因此温度可影响袖带加减压控制，特别是对减压过程比较明显。同一袖带，同一束缚对象，相同PWM脉宽比信号控制气阀减压的情况下（即恒定电流或电压），不同的环境温度可测量到不同程度的曲线偏移。如图5，细实线为室温25°下 测得，上下虚线分别为该温度上下偏移△T后所得（通过图1中的温度检测模块801进行测量）。经大量的试验和数据的拟合结果看，温度主要影响减压曲线方程的常数b。故需要根据温度的偏移量△T修正减压初始值的偏移量△b，两参数之间的补偿方程为△b=f(△T)，对PWM脉宽比的初始值修正为PWM₀=(Y-b)/k+△b或PWM₀=(Y-f2(S))/f1(S)+f(△T)。由于减压曲线方程在室温25°下得到，当大于该温度时△b为负值，反之为正。具体的偏移量补偿方程与选定的袖带、温度检测电路等有关，仪器硬件确定后该关系方程即可确定，并可以程序参数形式固化于控制软件中。 

另一方面，上臂周长（粗细）也会对整个控制过程有一定的影响。由于个体的差异，上臂粗细不一样，显然束缚其上的袖带内囊容量大小实际是有变化的，一般地，手臂粗壮者袖带容器大，反之则小。因此个体的差异必然造成袖带减压过程压力曲线的不同，如图5所示，粗实线为上臂周长较小者测得，而细实线为上臂周长较粗者测得。经样本试验以及数据拟合得到，上臂的粗细主要影响曲线方程中的k系数。 

因此，通过某一固定上臂周长在加压过程中测量到的时间参数t0作为上臂周长的参考，其变化量△t与系数k建立对应关系，△t值大上臂粗，△t值小上臂细，得到系数k由于△t的修正值△k，得到两者之间的补偿方程△k=f(△t)，将PWM脉宽比的初始值修正为PWM₀=(Y-f2(S))/(f1(S)+△k)+f(△T)或PWM₀=(Y-f2(S))/(f1(S)+f(△t))+f(△T),调整值修正为△PWM=（Nx/Sx）/(f1(S)+△k)或 △PWM=（Nx/Sx）/(f1(S)+f(△t))。上述曲线方程在某一固定上臂周长所得到，如果所测t小于衡量值t0，即△t小于零，△k为正值，反之为负。具体的偏移量补偿方程与选定后的袖带、信号检测电路等有关，仪器硬件确定后该关系方程即可确定，并以程序参数形式固化于控制软件中。 

由于个体差异，每个人的脉搏波动强弱差异会直接导致信号波幅的不一样，不同个体间信号幅度差别可达一倍甚至更大，为了有效提取信号，即保证经调理后的脉搏波信号幅值不要太小以致转换不充分，也不要太大以免超出AD转换阈值电压，因此，根据个体差异调节信号放大倍数（增益）是关键。由于袖带压与脉搏波检测模块50中的调理电路固定不变，其加压阶段检测到的脉搏波最大幅值与在减压阶段检测到的脉搏波最大幅度值大小基本一致。又由于生理信号的模数转换（ADC）分辨率一般8-10位即可满足信号处理需要，而处理器单元内置的ADC分辨率一般可达12位甚至更高，因此为脉搏波信号幅度自适应软件调整预留空间，具体实现如下（以12位分辨率实现8位脉搏信号ADC为例）： 

在脉搏波检测模块中的放大倍数上设置采用低放大倍数，即尽可能满足最大可能地对脉搏波幅度进行放大而不超出AD转换电平，该情况下绝大部分脉搏波信号都未能满幅度或接近满幅度12位AD转换，因上述放大倍数设置低的原因脉搏信号最大幅度的电平值往往要比ADC转换电平小得多。但脉搏波信号的识别及其血压参数的计算只对在减压过程采集的脉搏波进行，加压过程中的脉搏波是否满幅度或 接近满幅度转换并不影响信号检测和处理效果，仅作为判断减压脉搏波幅度调整的依据。 

据上述分析，正是由于加压和减压过程中的脉搏波最大幅度基本一致，所以如果不对减压过程中的脉搏波信号进行调整，其信号也往往得不到满幅度的转换，为了得到8位而且接近满幅度的脉搏波转换，需对其进行幅度调整。 

对加压过程中的最大幅度大小P进行等级划分，划为设定8个等级，并相应得到设定个数的等级调整系数F，如图6所示。例如，加压过程最大幅度值P(n)刚好为接近满幅度12位AD转换，则不需要进行调整，其调整系数F(n)为1；如P(n)幅度值为满幅度转换的一半，系数F(n)则为2。建立加压过程最大脉搏波幅度P与减压过程脉搏波调整系数F之间的线性函数关系：P(n)→F(n)，或者表达成F(n)=a*P(n)，a是比例系数，与AD转换分辨率有关。减压过程脉搏波信号幅度调整方程为： 

$T\left(n\right)=\frac{T\left(0\right)-B}{2^m}\×F\left(n\right)$ 或 $T\left(n\right)=\frac{T\left(0\right)-B}{2^m}\×\mathrm{aP}\left(n\right)$

其中，T(0)为减压过程采集到的脉搏波ADC值(比如12位精度)，B为基线值，2的m次方除操作为已有ADC转换精度转换成目标ADC值T(n)，比如12位转换成8位ADC值，此时m值即取为：4=12-8。 

于是得到幅度合适的ADC转换值T(n)，这样可确保减压过程中脉搏波得到最大限度的充分的AD转换，而最大幅度又不会超出12位转换阈值，如图7所示。至此，我们即可实现不依赖硬件只依靠软件 进行个体自适应调整脉搏波信号幅度的目的，不但提高仪器测量的个体自适应测量能力，也最大限度减少了外围硬件电路设计，可降低功耗和成本。 

本发明分析了单一PWM脉宽（电压或电流）控制下袖带压与时间之间的曲线关系，由于减压过程存在指数衰减特性，因此给脉搏信号采集、血压识别和人体测量舒适性等方面带来了问题和困难。为了使袖带减压在恒定速率下进行，以获取合适脉搏波并提高人体测量的舒适度，根据袖带减压特性及其规律基础上，同时考虑心率、温度和上臂周长等因素，并由此作为输入参数以计算PWM占空比的初始值和调整值。由于这两个值在一开始减压就可确定，而减压过程无需重新计算，也无需进行压力值的反馈量判断，仅在固定时间间隔内PWM按相应调整值递减调整即可。由于个体差异，测量过程中脉搏波幅度也应该因人而异地进行增益调整，根据ADC分辨率原理，建立了不依赖附加硬件而只依靠软件实现的个体自适应调整脉搏波信号增益方程。该方法不但提高仪器测量的个体自适应测量能力，也最大限度降低外围硬件电路设计的复杂性，也降低了功耗和成本。至此，实现了袖带压根据个体差异自适应匀速减压的目的，也提高了测量的稳定性和舒适性，获取到的脉搏数量适中幅度合理包络特征明显的脉搏波是下一步信号处理和血压参数识别的条件和基础，实际人体测量效果如图7所示。 

进一步地，本发明还提供一种血压测量方法，在步骤204之后，针对采集到的被测量对象的脉搏波信号进行数据处理及计算，得到被 测量对象的血压信息。 

对于本领域的技术人员来说，可根据以上描述的技术方案以及构思，做出其它各种相应的改变以及变形，而所有的这些改变以及变形都应该属于本发明权利要求的保护范围之内。 

Claims (10)

1.电子血压计个体自适应加减压控制方法，其特征在于，包括步骤：

步骤A：对套入一被测量对象上臂的袖带通过关闭气阀而打开气泵，进行持续的充气加压；

步骤B：通过压力传感器检测脉搏波信号和袖带压信号；

步骤C：根据检测的加压过程中的脉搏波信号和袖带压信号计算先验参数平均压P_v和心率S，其中平均压P_v即最大脉搏波幅度对应的袖带压，并根据平均压P_v计算收缩压P_s，设置袖带加压的最大压力值P_m为收缩压P_s加上一经验压力值P_E；

步骤D：在根据袖带压力信号判断当前的袖带压力达到最大值P_m后，关闭气泵，通过PWM技术控制气阀以进行个体自适应匀速减压，直至达到减压结束状态后控制气阀完全打开，排空气体。

2.如权利要求1所述的电子血压计个体自适应加减压控制方法，其特征在于，在加压过程中，通过PWM技术对袖带进行加压，先通过一预定PWM脉宽比以一预定平均速度对袖带进行加压，每间隔一设定时间判断当前的袖带压力是否达到相应的预定值，并在当前时刻的袖带压力值小于当前时刻的预定值时，增大PWM脉宽比以增大加压速度，在当前时刻的袖带压力值大于当前时刻的预定值时，减少PWM脉宽比以降低加压速度，直至袖带压力值达到设置的最大值Pm。

3.如权利要求1或2所述的电子血压计个体自适应加减压控制方法，其特征在于，在步骤C中根据平均压Pv计算收缩压Ps的方法为：

根据大样本数据统计得到多组舒张压P_d、收缩压P_s及其平均压P_v值，并由此进行平均压P_v和收缩压P_s两参数的拟合，得到方程：P_s=A1*P_v+B1，其中，A1为系数，B1为常数，根据加压过程检测到的平均压P_v计算收缩压值P_s；

在步骤C中根据平均压Pv计算经验压力值P_E的公式为：经验压力值P_E为平均压P_v的三分之一；

袖带最大加压值P_m=A1*P_v+B1+P_v/3。

4.如权利要求1所述的电子血压计个体自适应加减压控制方法，其特征在于，步骤D中减压结束状态的判定方法为：

根据大样本数据统计得到的多组平均压及舒张压值，进行平均压P_v和舒张压P_d两参数的拟合，得到方程：P_d=A2*P_v+B2，其中，A2为系数，B2为常数，根据减压过程中重新检测到的平均压计算舒张压的值，当袖带压力减小到舒张压值减去一参考值后对应的值时判定减压结束，该参考值设为计算得到的舒张压估计值P_d的六分之一；或者减压结束状态的判定方法为：

从最大脉搏波幅度对应的脉搏波开始，对得到的每个脉搏波对应的脉搏波幅度减去基线，并除以最大脉搏波幅度值，得到每个脉搏波对应的幅度系数，在一脉搏波对应的幅度系数小于预设系数时判定减压结束。

5.如权利要求1所述的电子血压计个体自适应加减压控制方法，其特征在于，获取一固定上臂周长在设定个数的PWM脉宽比下的袖带压与时间曲线，针对每个袖带压与时间曲线获取一特定斜率情况下的PWM脉宽比和压力值，所述特定斜率即减压速率，对获取的多组PWM脉宽比和压力值进行曲线拟合，得到一减压曲线方程：Y=kX+b，其中，Y为压力值，X为PWM脉宽比，k为固定的系数，b为常量，即每个特定减压速率对应一减压曲线方程，根据袖带加压的最大值P_m得到减压过程中PWM脉宽比的初始值PWM₀=（Y-b）/k,再根据设定的减压速率Nx和脉搏信号的采样率Sx，得到每采样间隔PWM脉宽比的调整值：△PWM=（Nx/Sx）/k,即每采样一次PWM脉宽比的值减少△PWM。

6.如权利要求5所述的电子血压计个体自适应加减压控制方法，其特征在于，得到预设个特定减压速率对应的多组减压曲线方程，将心率S与减压速率进行对应，得到心率S与减压曲线方程系数k的拟合方程S→k，即k=f1(S),得到心率S与减压曲线方程系数b的拟合方程S→b，即b=f2(S),将减压曲线方程转换为Y=f1(S)*X+f2(S)，即通过加压过程中得到的心率S确定曲线方程中的k和b的值，进而得到减压过程中PWM脉宽比的初始值及调整值，完成因心率差异而进行的PWM脉宽比调整减压控制。

7.如权利要求6所述的电子血压计个体自适应加减压控制方法，其特征在于，根据仪器外部环境温度的偏移量△T修正减压初始值的偏移量△b，两参数之间的补偿方程为△b=f(△T)，对PWM脉宽比的初始值修正为：

PWM₀=(Y-b)/k+△b或PWM₀=(Y-f2(S))/f1(S)+f(△T)。

8.如权利要求6所述的电子血压计个体自适应加减压控制方法，其特征在于，通过一固定上臂周长在加压过程中测量到的时间参数t0作为上臂周长的参考，其变化量△t与系数k建立对应关系，△t值大上臂粗，△t值小上臂细，得到系数k由于△t的修正值△k，得到两者之间的补偿方程△k=f(△t)，将PWM脉宽比的初始值修正为：PWM₀=(Y-f2(S))/(f1(S)+△k)+f(△T)或PWM₀=(Y-f2(S))/(f1(S)+f(△t))+f(△T),调整值修正为△PWM=（Nx/Sx）/(f1(S)+△k)或△PWM=（Nx/Sx）/(f1(S)+f(△t))。

9.如权利要求5-8中任一项所述的电子血压计个体自适应加减压控制方法，其特征在于，对加压过程中的最大幅度大小P进行等级划分，划为设定8个等级，并相应得到设定个数的等级调整系数F，建立加压过程最大脉搏波幅度P与减压过程脉搏波调整系数F之间的线性函数关系：P(n)→F(n)，或者表达成F(n)=a*P(n)，a是比例系数，与AD转换分辨率有关，减压过程脉搏波信号幅度调整方程为：

$T\left(n\right)=\frac{T\left(0\right)-B}{2^m}\×F\left(n\right)$ 或 $T\left(n\right)=\frac{T\left(0\right)-B}{2^m}\×\mathrm{aP}\left(n\right)$

其中，T(0)为减压过程采集到的脉搏波ADC值，B为基线值，2的m次方除操作为已有ADC转换精度转换成目标ADC值T(n)。

10.一种电子血压计，应用如权利要求1-2或4-8中任一项所述的电子血压计个体自适应加减压控制方法。

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