CN107822615A - 血压测量设备和信号处理方法 - Google Patents

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Abstract

本发明实施例提供一种血压测量设备和信号处理方法。血压测量设备包括：阻断袖带，用于固定在被测对象的阻断部位上，并通过加压和减压来控制阻断部位的动脉的封闭和导通；心跳波信号采集装置，用于固定在被测对象的第一部位上，并采集在阻断袖带加压和减压过程中被测对象的心跳引发的波动信号，以获得心跳波采集信号；校准信号采集装置，用于固定在被测对象的第二部位上，并采集在阻断袖带加压和减压过程中被测对象的心跳引发的波动信号，以获得校准信号；处理器，用于利用校准信号从心跳波采集信号中识别有效心跳波信号，并根据有效心跳波信号确定待测对象的血压信息。引入校准信号，使得可以准确识别有效心跳波信号，进而获得准确的血压信息。

Description

血压测量设备和信号处理方法
技术领域
本发明涉及医疗设备领域，更具体地涉及一种血压测量设备和信号处理方法。
背景技术
测量血压的方法有传统的听诊法，即柯式音法，这种方法是血压测量的“金标准”，现在许多医院使用该方法给患者测量血压。柯式音法通常使用水银血压计实现，测量结果很大程度上依赖使用者的自身能力，同时对外界环境要求也很高，在测血压时需要有一个相对安静的空间，可重复性低，不利于大批量检查。
目前，血压计的测量原理还有示波法和脉搏波(PPG)法。血压计的血压计算过程都基于对动脉搏动(或说心跳)引发的波形的判断。现有的血压计算方法无论是示波法还是PPG法均是基于从单一传感器采集的心跳波信号的变化趋势判断检查部位动脉的闭合和导通状态，进而确定血压。这种判断方法无法确保这一个传感器采集到的信号是由动脉搏动产生的有效心跳波信号还是由干扰引发的波动，对干扰信号处理不完善，受干扰影响较大。因此，需要一种能够更准确测量血压的血压测量技术。
发明内容
考虑到上述问题而提出了本发明。本发明提供了一种血压测量设备和信号处理方法。
根据本发明一方面，提供了一种血压测量设备。该血压测量设备包括：阻断袖带，用于固定在被测对象的阻断部位上，并通过加压和减压来控制阻断部位的动脉的封闭和导通；心跳波信号采集装置，用于固定在被测对象的第一部位上，并采集在阻断袖带加压和减压过程中被测对象的心跳引发的波动信号，以获得心跳波采集信号，其中，第一部位为阻断部位或相对于阻断部位来说处于远心端的部位；校准信号采集装置，用于固定在被测对象的第二部位上，并采集在阻断袖带加压和减压过程中被测对象的心跳引发的波动信号，以获得校准信号，其中，第二部位不属于相对于阻断部位来说处于远心端的部位；以及处理器，与心跳波信号采集装置和校准信号采集装置连接，用于利用校准信号从心跳波采集信号中识别有效心跳波信号，并根据有效心跳波信号确定待测对象的血压信息。
示例性地，处理器通过以下方式从心跳波采集信号中识别有效心跳波信号：根据心跳波采集信号和/或校准信号的波形确定在阻断袖带加压的过程中阻断部位的动脉最早达到完全封闭状态的封闭开始时刻；根据在特定时段内心跳波采集信号和校准信号的波形计算有效心跳波信号与校准信号之间的信号时间差，其中，特定时段为在心跳波采集信号和校准信号开始同步采集的时刻至封闭开始时刻之间的任一时段；以及至少根据在阻断袖带的减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号和校准信号的波形以及信号时间差，从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中识别有效心跳波信号。
示例性地，处理器通过以下方式从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中识别有效心跳波信号：根据校准信号的当前波峰位置和信号时间差计算有效心跳波信号的预测波峰位置，当前波峰位置为在减压开始时刻之后采集的校准信号的任一波峰位置；从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中，在预测波峰位置周围的预定范围内查找匹配的实际波峰；如果查找到与预测波峰位置匹配的实际波峰，则确定实际波峰是候选波峰；以及如果从心跳波采集信号中获得满足预设要求的连续的候选波峰，则确定连续的候选波峰所对应的波形属于有效心跳波信号。
示例性地，处理器通过以下方式从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中识别有效心跳波信号：根据心跳波采集信号的当前波峰位置和信号时间差计算校准的预测波峰位置，当前波峰位置为在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号的任一波峰位置；从在减压开始时刻之后采集的校准信号中，在预测波峰位置周围的预定范围内查找匹配的实际波峰；如果查找到与预测波峰位置匹配的实际波峰，则确定当前波峰位置所对应的波峰是候选波峰；以及如果从心跳波采集信号中获得满足预设要求的连续的候选波峰，则确定连续的候选波峰所对应的波形属于有效心跳波信号。
示例性地，预设要求包括以下项中的一项或多项：连续的候选波峰的数目不小于第一预定数目；连续的候选波峰中的每对相邻候选波峰之间的波峰时间差与有效心跳波信号的周期之间的差处于预设的误差范围内；连续的候选波峰包括波峰值单调上升的第二预定数目的候选波峰；其中，有效心跳波信号的周期由处理器根据在特定时段内心跳波采集信号的波形计算获得。
示例性地，处理器通过以下方式确定待测对象的血压信息：根据在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰变化规律，确定在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰处于最低值的第一时刻，以及确定待测对象的收缩压等于阻断袖带在第一时刻施加的静压力；且/或根据在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰变化规律，确定在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰开始稳定在最高值的第二时刻，以及确定待测对象的舒张压等于阻断袖带在第二时刻施加的静压力。
示例性地，处理器通过以下方式确定在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰处于最低值的第一时刻：从在减压开始时刻之后的有效心跳波信号中选择波峰值单调上升的至少两个波峰；计算至少两个波峰的波峰值变化斜率；根据至少两个波峰中的至少部分波峰的波峰值以及波峰值变化斜率计算有效心跳波信号的波峰值等于最低值的最低波峰位置；以及确定最低波峰位置所对应的时刻为第一时刻。
示例性地，处理器通过以下方式确定在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰开始稳定在最高值的第二时刻：从在减压开始时刻之后的有效心跳波信号中选择波峰值单调上升的至少两个波峰；计算至少两个波峰的波峰值变化斜率；根据至少两个波峰中的至少部分波峰的波峰值以及波峰值变化斜率计算有效心跳波信号的波峰值最早稳定在最高值的最高波峰位置；以及确定最高波峰位置所对应的时刻为第二时刻。
示例性地，心跳波信号采集装置与阻断袖带集成在一起。
示例性地，心跳波信号采集装置独立于阻断袖带设置。
示例性地，心跳波信号采集装置采用袖带、脉搏波探头、多普勒探头和声音采集装置之一实现。
示例性地，心跳波信号采集装置的数目是一个或多个。
示例性地，校准信号采集装置与阻断袖带集成在一起。
示例性地，校准信号采集装置独立于阻断袖带设置。
示例性地，校准信号采集装置采用袖带、脉搏波探头、多普勒探头、心电信号采集装置和心音信号采集装置之一实现。
根据本发明另一方面，提供了一种信号处理方法，应用于血压测量设备，方法包括：通过血压测量设备的阻断袖带对被测对象的阻断部位进行加压和减压，以控制阻断部位的动脉的封闭和导通；通过血压测量设备的心跳波信号采集装置采集在阻断袖带加压和减压过程中被测对象的心跳引发的波动信号，以获得心跳波采集信号，其中，心跳波信号采集装置固定在被测对象的第一部位上，第一部位为阻断部位或相对于阻断部位来说处于远心端的部位；通过血压测量设备的校准信号采集装置采集在阻断袖带加压和减压过程中被测对象的心跳引发的波动信号，以获得校准信号，其中，校准信号采集装置固定在被测对象的第二部位上，第二部位不属于相对于阻断部位来说处于远心端的部位；以及通过血压测量设备的处理器利用校准信号从心跳波采集信号中识别有效心跳波信号。
根据本发明实施例的血压测量设备和信号处理方法，由于引入校准信号，使得可以准确识别有效心跳波信号，进而可以根据该有效心跳波信号的波形准确定位收缩压和舒张压的位置，获得准确的血压信息。
附图说明
通过结合附图对本发明实施例进行更详细的描述，本发明的上述以及其它目的、特征和优势将变得更加明显。附图用来提供对本发明实施例的进一步理解，并且构成说明书的一部分，与本发明实施例一起用于解释本发明，并不构成对本发明的限制。在附图中，相同的参考标号通常代表相同部件或步骤。
图1示出根据本发明一个实施例的血压测量设备的示意性框图；
图2示出根据本发明一个实施例的、在血压测量过程中所采集到的心跳波采集信号和校准信号的波形示意图；
图3示出根据本发明一个实施例的血压测量设备的示意性框图；
图4示出根据本发明一个实施例、采用图3所示的血压测量设备测量血压的流程示意图；
图5示出根据本发明一个实施例的、图3所示的袖带A采集到的心跳波采集信号和袖带B采集到的校准信号的波形示意图；
图6示出根据本发明另一个实施例的血压测量设备的示意性框图；
图7示出根据本发明一个实施例、采用图6所示的血压测量设备测量血压的流程示意图；
图8示出根据本发明另一个实施例的血压测量设备的示意性框图；
图9示出根据本发明另一个实施例的血压测量设备的示意性框图；
图10示出根据本发明另一个实施例的血压测量设备的示意性框图；以及
图11示出根据本发明一个实施例的信号处理方法的示意性流程图。
具体实施方式
为了使得本发明的目的、技术方案和优点更为明显，下面将参照附图详细描述根据本发明的示例实施例。显然，所描述的实施例仅仅是本发明的一部分实施例，而不是本发明的全部实施例，应理解，本发明不受这里描述的示例实施例的限制。基于本发明中描述的本发明实施例，本领域技术人员在没有付出创造性劳动的情况下所得到的所有其它实施例都应落入本发明的保护范围之内。
如上文所述，现有的血压测量方法除柯式音法之外，还包括示波法和PPG法。现有的示波法血压计采集到的信号在检查部位动脉血管封闭的情况下仍掺杂有近心端血液冲击阻断袖带带来的心跳波信号，由于这种信号的存在导致无法从采集到的信号中分析出检查部位动脉何时完全封闭以及何时刚好由封闭状态转为导通状态，因此无法直观判断阻断袖带的压力何时与检查部位动脉收缩压相等。此外，现有的示波法测血压的原理基于经验公式，这种基于统计学方法得到的经验公式对待测对象的心跳情况有较为严格的限制，不适用于所有人。基于PPG原理的血压计，无法做到将检查部位置于完全密闭的环境中，因此外界的一切波动、光线等都有可能带来干扰信号，这种干扰信号使得很难根据采集到的信号准确定位收缩压和舒张压的位置。
为了解决上文所述的问题，本发明实施例提供一种血压测量设备和信号处理方法。本发明实施例提供的血压测量设备和信号处理方法，除采集心跳波采集信号之外，还采集校准信号。校准信号是能够作为基准的信号，利用校准信号能够从心跳波采集信号中识别出有效心跳波信号，以排除干扰信号的干扰。因此，通过本文所述的血压测量设备和信号处理方法，能够获得比较单纯的心跳波信号，进而基于该心跳波信号确定血压。本发明实施例提供的血压测量设备可以同时满足测量精度高和操作简便的需求。
下面，将参考图1描述根据本发明实施例的血压测量设备。图1示出根据本发明一个实施例的血压测量设备100的示意性框图。如图1所示，血压测量设备100包括阻断袖带110、心跳波信号采集装置120、校准信号采集装置130和处理器140。应当注意，图1所示的血压测量设备100的组件和结构只是示例性的，而非限制性的，根据需要，所述血压测量设备100也可以具有其他组件和结构。
阻断袖带110用于固定在被测对象的阻断部位上，并通过加压和减压来控制阻断部位的动脉的封闭和导通。
待测对象可以是人或其他对象(例如动物)。示例性地，阻断袖带110可以是气囊式袖带，其能够充气和放气。可以将阻断袖带110以缠绕方式固定在被测对象需要阻断的部位，例如人体上臂的某一位置或大腿的某一位置等。当阻断袖带110充气到一定程度之后，可以完全阻断其所在部位以及下游部位的动脉血液的流通。
血压测量设备100还可以包括与阻断袖带110相关的气泵和气阀。气泵用于为阻断袖带110充气，气阀用于控制阻断袖带110放气。处理器140可以向气泵和气阀传输控制信号，以控制气泵和气阀的打开和关闭。此外，阻断袖带110可以包括传感器，例如压力传感器。压力传感器用于采集阻断袖带110的压力数据。传感器将采集到的数据传输到处理器140进行处理。
心跳波信号采集装置120用于固定在被测对象的第一部位上，并采集在阻断袖带110加压和减压过程中被测对象的心跳引发的波动信号，以获得心跳波采集信号，其中，第一部位为阻断部位或相对于阻断部位来说处于远心端的部位。
本文所述的心跳引发的波动信号可以是任何与心跳有关、能够体现心跳周期的信息。例如，所述心跳引发的波动信号可以包括脉搏波信号。应理解，在心跳波采集信号中，可以包括有效心跳波信号和干扰信号。有效心跳波信号是单纯的、由心跳引发的波动信号，例如单纯的脉搏波信号。干扰信号可以是由光线等因素带来的噪声。
本文所述的“第一部位”与“第二部位”中的“第一”、“第二”这样的词语仅用于区分两个部位，并不表示顺序，也并不指示特定的部位。其他包括这类词语的术语也是一样。
在一个示例中，心跳波信号采集装置120可以与阻断袖带110集成在一起。在这种情况下，第一部位即为所述阻断部位。在另一示例中，心跳波信号采集装置120可以独立于阻断袖带110设置。在这种情况下，第一部位与阻断部位不同，第一部位为相对于阻断部位来说处于远心端的部位。也就是说，第一部位为沿动脉血液流动方向处于阻断部位下游的部位。例如，阻断部位为人体上臂接近肩膀的某一位置，第一部位为人体上臂接近手肘的某一位置。第一部位的血流状况受到阻断部位的动脉的封闭和导通的影响，即受到阻断袖带110加压和减压的影响。当阻断部位的动脉封闭时，第一部位处无血液流过，将检测不到有效心跳波信号。
校准信号采集装置130用于固定在被测对象的第二部位上，并采集在阻断袖带110加压和减压过程中被测对象的心跳引发的波动信号，以获得校准信号，其中，第二部位不属于相对于阻断部位来说处于远心端的部位。
如上文所述，心跳引发的波动信号可以是任何与心跳有关、能够体现心跳周期的信息。例如，所述心跳引发的波动信号可以包括脉搏波。对于校准信号采集装置130来说，心跳引发的波动信号可以包括脉搏波信号、心电信号或心音信号等。
在一个示例中，校准信号采集装置130可以与阻断袖带110集成在一起。在这种情况下，第二部位即为所述阻断部位。在另一示例中，校准信号采集装置130可以独立于阻断袖带110设置。在这种情况下，第二部位与阻断部位不同。在一个示例中，第二部位可以是相对于阻断部位来说处于近心端的部位。也就是说，第二部位为沿动脉血液流动方向处于阻断部位上游的部位。例如，阻断部位为人体上臂接近手肘的某一位置，第二部位为人体上臂接近肩膀的某一位置。或者，第二部位可以是与所述阻断部位处于不同身体部位上的部位。例如，阻断部位为人体上臂接近手肘的某一位置，第二部位为胸口处的某一位置。第二部位的血流状况或说心跳引起的波动状况完全或基本不受阻断部位的动脉的封闭和导通的影响。无论阻断部位的动脉是否封闭，第二部位都有血液流过或能检测到心跳波信号。
处理器140与心跳波信号采集装置120和校准信号采集装置130连接，用于利用校准信号从心跳波采集信号中识别有效心跳波信号，并根据有效心跳波信号确定待测对象的血压信息。
处理器140可以是中央处理单元(CPU)、微控制器(MCU)、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、可编程逻辑阵列(FPGA)或者具有数据处理能力和/或指令执行能力的其它形式的处理单元，并且可以控制所述血压测量设备100中的其它组件以执行期望的功能。处理器140与心跳波信号采集装置120和校准信号采集装置130中的任何一者之间的连接可以是直接或间接连接。例如，处理器140可以通过数据传输线与心跳波信号采集装置120和校准信号采集装置130中的任何一者连接，也可以通过无线方式(即网络)与心跳波信号采集装置120和校准信号采集装置130中的任何一者连接。
本发明实施例中引入校准信号。校准信号为随心跳周期性变化的信号，该信号在整个血压测量周期中一直存在，并且校准信号的变化周期不受阻断袖带加减压的影响。图2示出根据本发明一个实施例的、在血压测量过程中所采集到的心跳波采集信号和校准信号的波形示意图。在图2中，上方的波形是心跳波采集信号的波形，下方的波形是校准信号的波形。图2示出的是第一部位为相对于阻断部位来说处于远心端的部位的情况。
如图2所示，心跳波采集信号与校准信号在时序上同步采集。在血压测量过程中，由于阻断袖带内的压力压迫血压检查部位(即第一部位)或血压检查部位的动脉血管上游部分，导致血压检查部位的血流量发生变化。因此，在血压测量过程中，有效心跳波信号的单个脉冲在时间轴上所占比例会发生变化，但有效心跳波信号的波峰值与校准信号的波峰值在时序上的间隔T在整个血压测量过程中保持恒定。应注意，图2只是针对波峰位置进行示意性描述，对于信号的每个脉冲在时间轴上的占位的绘制并不严谨。在第一部位位于阻断部位下游的情况下，采集到的心跳波采集信号在阻断袖带静压力高于动脉收缩压时不包含有效的心跳信息(即有效心跳波信号)，但此段时间内采集到的信号一般并非平滑的直线信号，信号中包含干扰。干扰信号没有固定周期，因此根据时序间隔T可以将干扰信号排除，同时保存有效心跳波信号，以提高血压测量精度。
在阻断袖带开始减压之后，有效心跳波信号的峰值会逐渐上升。然而，对于心脏早搏者来说，在阻断袖带减压过程中，其有效心跳波信号的峰值并不是绝对单调上升的。如图2所示，当发生心脏早搏时，对应的心跳波信号的峰值将降低，但是其周期并没有发生变化，因此，仍然可以通过校准信号识别有效心跳波信号。
如上文所述，在现有技术中，电子血压计的血压计算过程都基于对动脉搏动引发的波形的判断。现有的血压计算方法无论是示波法还是PPG法均是基于从单一传感器采集心跳波信号，通过心跳波信号的变化趋势判断检查部位动脉的闭合和导通状态。这种判断方法无法确保这一个传感器采集到的信号是由动脉搏动产生的还是由干扰引发的波动，受干扰影响较大。
根据本发明实施例，采用多个信号采集装置检测因心脏活动引发的波动信号。一路信号采集装置(即心跳波信号采集装置)置于需要测量血压的动脉处，用于监测检查部位动脉搏动情况，该信号采集装置可以是例如常规电子血压计上的脉搏波传感器，其提供有效心跳波信号。另一路信号采集装置(即校准信号采集装置)，在整个血压测量期间可以持续监测到心跳波信号，该信号采集装置提供校准信号。校准信号的波动周期与心跳周期一致，不受阻断袖带充气加压或者放气减压的影响。校准信号与心跳波信号在时序上同步采集，两个信号在时序上有恒定的差值。在测血压过程中可以对比心跳波采集信号与校准信号的差值，以判断采集到的心跳波采集信号中的哪些部分为干扰信号，哪些部分为有效心跳波信号，从而识别出有效心跳波信号。
由于增加校准信号采集装置来采集校准信号，使得可以准确识别有效心跳波信号，进而可以根据该有效心跳波信号的波形准确定位收缩压和舒张压的位置，获得准确的血压信息。因此，本发明实施例提供的血压测量设备使用方便快捷、测量结果精准、测量重复性高且适用于各种测量环境。
可选地，血压测量设备100还可以包括输入装置150和/或输出装置160。所述输入装置150可以是用户用来输入指令的装置，并且可以包括键盘、鼠标、麦克风和触摸屏等中的一个或多个。所述输出装置160可以向外部(例如用户)输出各种信息(例如图像和/或声音)，并且可以包括显示器、扬声器等中的一个或多个。
可选地，血压测量设备100还可以包括存储器(未示出)。存储器可以集成在处理器140中，例如是处理器140中包括的寄存器。存储器还可以独立于处理器140设置。所述存储器可以包括一个或多个计算机程序产品，所述计算机程序产品可以包括各种形式的计算机可读存储介质，例如易失性存储器和/或非易失性存储器。所述易失性存储器例如可以包括随机存取存储器(RAM)和/或高速缓冲存储器(cache)等。所述非易失性存储器例如可以包括只读存储器(ROM)、硬盘、闪存等。在所述计算机可读存储介质上可以存储一个或多个计算机程序指令，处理器140可以运行所述程序指令，以实现本文所述的本发明实施例中(由处理器实现)的功能以及/或者其它期望的功能。在所述计算机可读存储介质中还可以存储各种应用程序和各种数据，例如所述应用程序使用和/或产生的各种数据等。
根据本发明实施例，处理器140可以通过以下方式从心跳波采集信号中识别有效心跳波信号：根据心跳波采集信号和/或校准信号的波形确定在阻断袖带加压的过程中阻断部位的动脉最早达到完全封闭状态的封闭开始时刻；根据在特定时段内心跳波采集信号和校准信号的波形计算有效心跳波信号与校准信号之间的信号时间差，其中，特定时段为在心跳波采集信号和校准信号开始同步采集的时刻至封闭开始时刻之间的任一时段；以及至少根据在阻断袖带的减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号和校准信号的波形以及信号时间差，从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中识别有效心跳波信号。
如上文所述，心跳波采集信号中包含有效的心跳信息(即有效心跳波信号)和多余的干扰信号。在阻断部位的动脉封闭时段内，有效心跳波信号完全或大致不存在，心跳波采集信号中基本都是干扰信号。在阻断部位的动脉完全导通的时段内，有效心跳波信号的幅度远大于干扰信号，所以干扰信号的干扰可以忽略不计。可以理解，在阻断袖带加压和减压的过程中，距离动脉封闭时段越近，有效心跳波信号与干扰信号之间的信噪比越小，干扰信号的干扰作用也就越大。
因此，在阻断袖带加压过程中，阻断部位的动脉完全封闭之前采集到的心跳波采集信号中，由于有效心跳波信号的幅度大于干扰信号的幅度，因此可以简单地根据在动脉完全封闭之前的任一时间段内采集到的心跳波采集信号的波峰与校准信号的波峰确定有效心跳波信号与校准信号之间的时间差。
由于有效心跳波信号和校准信号的周期一致，因此二者的脉冲是一一对应的，计算有效心跳波信号与校准信号之间的时间差(即信号时间差)也就是计算二者的对应脉冲之间的时间差。同时，由于有效心跳波信号和校准信号的周期一致，二者的时间差是不变的，因此，在干扰信号的干扰作用较大时，可以根据校准信号的波形以及该时间差识别有效心跳波信号，排除干扰信号。
继续参考图2，t0为封闭开始时刻。阻断袖带110充气加压直至动脉在t0完全封闭，随后经过一定时间之后阻断袖带110开始放气减压，动脉逐渐从封闭状态转为导通状态。在t0之后，波形示出为直线的时段中的至少部分时段为动脉封闭时段。随后，心跳波采集信号的幅值逐渐增大。在心跳波采集信号初始增大时，有效心跳波信号较小，可以利用上文描述的校准信号与信号时间差识别有效心跳波信号的波形。
根据本发明实施例，处理器140可以通过以下方式从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中识别有效心跳波信号：根据心跳波采集信号的当前波峰位置和信号时间差计算校准的预测波峰位置，当前波峰位置为在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号的任一波峰位置；从在减压开始时刻之后采集的校准信号中，在预测波峰位置周围的预定范围内查找匹配的实际波峰；如果查找到与预测波峰位置匹配的实际波峰，则确定当前波峰位置所对应的波峰是候选波峰；以及如果从心跳波采集信号中获得满足预设要求的连续的候选波峰，则确定连续的候选波峰所对应的波形属于有效心跳波信号。
下面结合图3以及图4描述识别有效心跳波信号的示例性实现方式。图3示出根据本发明一个实施例的血压测量设备100的示意性框图。在图3所示的实施例中，心跳波信号采集装置采用袖带实现，并且校准信号采集装置与阻断袖带集成在一起。
图3所示为双袖带测血压技术，其中一个袖带称为袖带A(测量袖带)，用于采集血压检查部位(即第一部位)处的心跳波信号，另一个袖带称为袖带B(阻断袖带)，用于对阻断部位加压，使从心脏射出的血液无法通过。同时袖带B在整个血压测量过程中一直受到血液的冲击作用，因此可以提供校准信号。袖带A是肢体远心端袖带，袖带B是肢体近心端袖带，二者可以位于待测对象同一肢体的不同位置。在本实施例中，袖带A以采集到有效心跳波信号为准，其可以缠绕在第一部位，也可以选择以其他方式固定在第一部位。
如图3所示，在血压测量设备的硬件结构中包含实施逻辑处理和信号存储的处理器(CPU)，显示血压等信息的显示器(即输出装置160)，输入被测对象信息的信息输入装置(即输入装置150)，采集心跳波采集信号的袖带A以及控制袖带A充放气的气泵A、气阀A，还有用于阻断动脉及提供校准信号的袖带B以及控制袖带B充放气的气泵B、气阀B，其中，袖带A包括将袖带A感知到的压力信号(包括心跳波采集信号和袖带A静压力信号)转换为数据的传感器A模块，袖带B包括将袖带B感知到的压力信号(包括校准信号和袖带B静压力信号)转换为数据的传感器B模块。
图4示出根据本发明一个实施例、采用图3所示的血压测量设备测量血压的流程示意图。参考图4，使用图3所示的血压测量设备测量血压的流程如下：
1)、信息录入：利用信息输入装置录入待测对象的基本信息，形成记录方便调阅。
2)、信号采集装置固定：确定需要检查血压的动脉位置，将袖带A固定在需要检查血压的位置，沿着动脉血管的发展趋势将袖带B固定在袖带A的近心端。
3)、心跳波采集信号初步采集：袖带A在不加压状态下无法采集到心跳波信号(图4所示实施例为脉搏波信号)，因此需要对袖带A进行充气加压。使气阀A处于关闭状态，气泵A处于工作状态，对袖带A进行充气加压。在加压过程中，通过传感器A实时检测袖带A的有效心跳波信号(实际采集到的是包含一定干扰信号的心跳波采集信号以及静压力信号)。当检测到袖带A中波动的有效心跳波信号后，气泵A停止工作，此时气阀A仍处于关闭状态，袖带A中的压力保持恒定。
判断袖带A是否检测到有效心跳波信号的方法：处理器将传感器A返回的信号进行处理。具体地，处理器可以首先对心跳波采集信号进行滤波处理，滤除直流分量(静压力信号)，突出心跳波采集信号，然后进行逻辑判断。当心跳波采集信号的幅值呈规律性上升下降变化，且周期固定，则表示检测到有效心跳波信号。
4)、信号采集：完成上述处理后，开始对袖带A和袖带B的压力信号在时序上进行同步采集，采集到的信号都是离散的信号，并存储记录。
5)、阻断动脉血管：将气阀B处于关闭状态，气泵B处于开启状态，此时处于对袖带B充气加压状态。随着气泵B工作时间的增长，袖带B中的气体压力逐渐增大，经由袖带B流向袖带A方向的血液量逐渐减少。当袖带B的静压力大于阻断部位动脉压力时，袖带A中完全检测不到有效心跳波信号。使气泵B继续工作，对袖带B继续加压，使袖带B压力上升10mmHg，此时袖带B加压完成，关闭气泵B，停止充气加压。此时气阀B处于关闭状态。如果在袖带A检测不到有效心跳波信号后对袖带B加压的过程中，如果加压过程持续超过5s，则无论是否完成压力上升10mmHg都不再继续加压，使气泵B停止工作。此外，如果袖带B的压力继续上升了10mmHg，而袖带B的继续加压过程持续时间不到5s，则使气泵B停止工作，气阀B处于关闭状态，直至从袖带A检测不到有效心跳波信号后的持续时间达到5s。随后，进入下一个阶段。
6)、血压计算：气泵A、B处于不工作状态，气阀A处于不工作状态，袖带A中的压力保持恒定不变。此时使气阀B处于工作状态，袖带B开始以恒定的放气速度放气，袖带B中的压力信号包含静压力信号和血液冲击袖带产生的动态信号，动态信号的变化周期与心跳周期相同。因为袖带A和袖带B的相对位置固定，因此袖带A采集到的有效心跳波信号和袖带B的动态信号(即校准信号)具有绝对时序相对性。
图5示出根据本发明一个实施例的、图3所示的袖带A采集到的心跳波采集信号和袖带B采集到的校准信号的波形示意图。如图5所示，随着袖带B静压力的变化，袖带A采集到的有效心跳波信号和袖带B采集到的校准信号的波峰值在时序上的相对位置保持恒定。在图5中，“SBP”是指收缩压，“DBP”是指舒张压。“SBP”和“DBP”是根据心跳波采集信号的波形大致定义的收缩压和舒张压位置，“真实收缩压”和“舒张压”是利用本文描述的血压测量方法所确定的收缩压和舒张压位置。
下面结合图5描述识别有效心跳波信号以及计算血压的一种实现方式。
对于袖带A和袖带B，在各自采集的信号的每一个周期内寻找信号的最大值(最大值：信号的采样值由小增大再由大变小的过程中采样值最大的点)，即信号的波峰值。假设心跳波采集信号(用PW表示)的第i个波峰值为Ppwi，波峰值Ppwi对应的时间(可以是采样时间)为Tpwi，校准信号(用Cal表示)的第i个波峰值为Pcali，波峰值Pcali对应的时间为Tcali。
可以根据下述公式(1)和公式(2)计算动脉完全封闭前有效心跳波信号和校准信号在时序上的间隔ΔT和有效心跳波信号的周期T。
式中n为在步骤4)触发后到动脉完全封闭前的任一时段内采集到的有效心跳波信号(或校准信号)的个数。需注意，在步骤4)触发后到动脉完全封闭前，干扰信号忽略不计，心跳波采集信号的波峰视为有效心跳信号的波峰。
如上文所述，血压测量设备100还可以包括存储器，用于存储心跳波采集信号、校准信号、对心跳波采集信号和校准信号进行处理所获得的各种中间数据(例如信号时间差)、以及最终获得的血压信息，等等。在一个示例中，处理器140对接收到的心跳波采集信号和校准信号进行实时处理，也就是说，处理器140可以在阻断袖带开始减压(袖带B开始放气)之前，已根据当时采集到的心跳波采集信号和校准信号计算获得所需的信号时间差(参考图4)。因此，存储器在存储数据时，可以利用在阻断袖带开始减压后采集到的心跳波采集信号和校准信号覆盖先前存储的、在减压开始时刻之前采集到的心跳波采集信号和校准信号。这样做可以减小数据存储压力，节约存储空间。当然，这种数据处理和存储方式并非对本发明的限制。存储器可以同时存储所有采集到的心跳波采集信号和校准信号而不采用新数据覆盖旧数据的方式，处理器可以在任意时刻处理存储器存储的数据以获得血压信息。
假设在袖带B开始放气后采集到的第j个心跳波采集信号的波峰值为PPWj、波峰值PPWj对应的时间为TPWj，第j个校准信号的波峰值为PCalj，波峰值PCalj对应的时间为TCalj。
在一个示例中，可以在心跳波采集信号上找到某一波峰值PPWj及该波峰值对应的时间TPWj，随后根据公式(3)推导出校准信号的、与PPWj对应的波峰值应该出现的时间TCalj′：
TCalj′＝Tpwj-ΔT (3)
由于校准信号和有效心跳波信号的周期时间均与心脏泵血相关，因此有效心跳波信号的周期T与校准信号的周期T相同。对于根据公式(3)以及找到的心跳波采集信号的波峰值对应的时间TPWj推算出的TCalj′，针对校准信号，在该位置周围1/2个周期的范围内寻找波峰PCalj及其对应的时间(或说波峰位置)TCalj。如果找到的校准信号的波峰位置TCalj与推算出的波峰位置TCalj′不一致，则认为有效心跳波信号的波峰寻址错误，该波动不是由于心脏泵血引起的，将该波峰相关信息抛弃。以此类推寻找下一个心跳波采集信号的波峰值及波峰位置。如果找到的校准信号的波峰位置TCalj与推算出的波峰位置TCalj′一致，则认为确定当前心跳波采集信号的波峰值PPWj对应波峰为候选波峰。稍后可以综合积累的多个候选波峰来判断这些候选波峰是否属于有效心跳波信号。
示例性地，可以对两个相邻的候选波峰的波峰位置TPWj、TPW(j-1)进行计算并与有效心跳波信号的周期T进行比较，如果满足公式(4)则确定候选波峰寻找正确，否则抛弃TPW(j-1)对应的波峰信息。按照上述循环，从阻断袖带放气之后采集到的心跳波采集信号的第一个波峰开始连续找到5个候选波峰。
0.9T≤TPWj-TPW(j-1)≤1.1T (4)
示例性地，可以对上述5个候选波峰的波峰值按照公式(5)进行波峰值比较，得到相对波幅ΔP：
ΔPPW(n-1)＝PPWn-PPW(n-1) (5)
公式(5)中，n表示第n个候选波峰。一般来说，有效心跳波信号的波峰值应当随着袖带B静压力的降低而逐渐增大。但是，由于存在心脏早搏等病态情况，可能会偶尔发生PPWn小于PPW(n-1)的现象，因此可以设定连续的候选波峰中有至少一部分满足波峰值单调上升的要求，以防止对心脏早搏等状况的误判。分析5个连续的候选波峰中是否存在3个连续的满足ΔPPW(n-1)>0的波峰，如果不存在则继续寻找波峰，直至满足上述条件。当找到满足上述条件的5个连续的候选波峰时，可以确定这5个候选波峰所对应的波形属于有效心跳波信号，也就是识别出有效心跳波信号。
随后，可以计算波峰值变化斜率。示例性地，可以按照公式(6)，根据识别出的有效心跳波信号中的波峰值单调上升的至少两个波峰计算波峰值变化斜率K。
公式(6)中，PWA和PWB分别表示有效心跳波信号中的波峰值单调上升的至少两个波峰中的两个不同的波峰。
在一个示例中，可以从有效心跳波信号中选择波峰值单调上升的至少两个波峰，并从所述至少两个波峰中选择任意两个波峰(这两个波峰不一定是相邻的)。随后，将选择的两个波峰分别作为PWA和PWB，根据公式(6)计算波峰值变化斜率K。
在另一示例中，可以从有效心跳波信号中选择波峰值单调上升的至少两个波峰，并从所述至少两个波峰中选择多组波峰，每组波峰包括两个波峰(这两个波峰不一定是相邻的)。随后，对于选择的每组波峰，分别计算对应的斜率。随后，可以对所计算的所有斜率求平均，以获得波峰值变化斜率K。例如，假设三个符合波峰值单调上升的波峰分别为PW1、PW2、PW3，对PW1、PW2求斜率为K1，PW1为PWA，PW2为PWB；对PW2、PW3求斜率为K2，PW2为PWA，PW3为PWB；对PW1、PW3求斜率为K3，PW1为PWA，PW3为PWB。可以对K1、K2、K3求平均，获得波峰值变化斜率K。采用求平均的方式可以获得更加准确的波峰值变化斜率K。
上面描述了波峰值变化斜率的两种计算方式，其仅是示例而非限制，可以采用其他合适的方式计算该波峰值变化斜率，不同的波峰值变化斜率的计算方式均落入本发明的保护范围。
收缩压的计算方式：可以根据波峰值变化斜率K，上述选择出的波峰值单调上升的至少两个波峰中的任意一个波峰PPWi及波峰位置TPWi，推导袖带B静压力等于动脉收缩压的时刻及该时刻对应的袖带B静压力。假设当袖带B静压力等于动脉收缩压时波峰PPW0刚好为0(即本文所述最低值)，可以根据公式(7)计算此时波峰位置TPW0：
有效心跳波信号、阻断压力信号和校准信号在时序上同步采集，波峰位置(即第一时刻)T0对应的阻断袖带静压力即为动脉收缩压。
舒张压的计算方式：可以从在阻断袖带减压阶段采集的心跳波采集信号中选择波峰值单调上升的多个波峰，每三个波峰值单调上升的波峰为一组进行波峰值变化斜率计算，计算方法可以采用上文所述的波峰值变化斜率方法，此处不再赘述。每个波峰可以多次参与计算。例如，现有四个波峰A、B、C、D，且该四个波峰的峰值单调上升。参与第一次波峰值变化斜率计算的波峰为A、B、C，参与第二次波峰值变化斜率计算的波峰为B、C、D。当发现波峰值变化斜率K取值为0(说明波峰值稳定在最高值)时，找到该组第一个波峰并记录该组第一个波峰对应的时刻(第二时刻)，该时刻对应的阻断袖带静压力即为舒张压。
心跳波采集信号和校准信号在存储过程中都有其唯一可识别的位置，在一个示例中，可以采用顺序编号的方式来标记该存储位置。假设心跳波采集信号的第i个波峰值为Ppwi，波峰值Ppwi对应的存储位置为Npwi，校准信号的第i个波峰值为Pcali，波峰值Pcali对应的存储位置为Ncali，心跳波采集信号和校准信号的采样率一致，均为FS。
上述公式(1)和公式(2)可以分别演变为：
在这种情况下，可以在心跳波采集信号上找到某一波峰值PPWj及该波峰值对应的存储位置NPWj，随后根据公式(10)推导出校准信号的、与PPWj对应的波峰值应该出现的存储位置NCalj′。
也就是说，公式(3)将演变为：
NCalj′＝Npwj-ΔT*Fs (10)
可以理解，此时对于根据公式(10)以及找到的心跳波采集信号的波峰值对应的存储位置NPWj推算出的NCalj′，针对校准信号，在该位置周围1/2个周期的范围内寻找波峰PCalj及其对应的存储位置NCalj。对于候选波峰的寻找可以参考上文描述，不再赘述。
上文描述的公式(4)对应演变为：
0.9T*FS≤NPWj-NPW(j-1)≤1.1T*FS (11)
公式(5)不变，公式(6)和(7)分别演变为：
需注意，图4中的“根据缓存区数据计算血压”中的“缓存区数据”指的是存储的心跳波采集信号和标准信号。
7)、袖带A和袖带B放气、心跳波采集信号和校准信号停止采集：在计算获得所需的血压信息之后，可以对袖带A和B进行完全的放气，同时不再采集心跳波采集信号和校准信号。整个血压测量流程结束。
应理解，图4所示血压测量过程仅是示例而非限制，本发明并不局限于上述示例。例如，血压计算环节(步骤6))可以在心跳波采集信号和校准信号停止采集之后进行，只要能够保证采集到的信号足以获得所需的血压信息即可。
根据本发明实施例，处理器140可以通过以下方式从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中识别有效心跳波信号：根据校准信号的当前波峰位置和信号时间差计算有效心跳波信号的预测波峰位置，当前波峰位置为在减压开始时刻之后采集的校准信号的任一波峰位置；从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中，在预测波峰位置周围的预定范围内查找匹配的实际波峰；如果查找到与预测波峰位置匹配的实际波峰，则确定实际波峰是候选波峰；以及如果从心跳波采集信号中获得满足预设要求的连续的候选波峰，则确定连续的候选波峰所对应的波形属于有效心跳波信号。
上文描述图4所示的血压测量流程时，描述了识别有效心跳波信号的一种方式。然而，上述识别有效心跳波信号的方式仅是示例，可以采用其他方式进行识别。例如，可以根据校准信号的波峰来推算对应的有效心跳波信号的波峰应当在的位置，并从心跳波采集信号中查找是否有匹配的波峰，进而确定波峰是否属于有效心跳信号。这种方式与上述的根据心跳波采集信号的波峰推算校准信号的波峰进而判断心跳波采集信号的波峰是否属于有效心跳波信号的方式是类似的，本领域技术人员可以根据上文描述的实施例来理解本实施例的实现方法，此处不做赘述。
根据本发明实施例，预设要求可以包括以下项中的一项或多项：连续的候选波峰的数目不小于第一预定数目；连续的候选波峰中的每对相邻候选波峰之间的波峰时间差与有效心跳波信号的周期之间的差处于预设的误差范围内；连续的候选波峰包括波峰值单调上升的第二预定数目的候选波峰；其中，有效心跳波信号的周期由处理器根据在特定时段内心跳波采集信号的波形计算获得。
如上文所述实施例，可以从阻断袖带放气之后采集到的心跳波采集信号的第一个波峰开始连续找到5个候选波峰。在这种情况下，第一预定数目可以等于5。获得的连续的候选波峰的数目可以大于第一预定数目。例如，在第一预定数目是5的情况下，找到10个候选波峰。
对于每对相邻候选波峰之间的波峰时间差与有效心跳波信号的周期之间的差处于预设的误差范围内的要求，可以参考上文所述的公式(4)。虽然找到多个连续的候选波峰，但是如果不满足公式(4)，则可以认为这些候选波峰并非属于有效心跳波信号的波峰。
对于连续的候选波峰包括波峰值单调上升的第二预定数目的候选波峰的要求，可以参考上文描述的实施例。虽然找出5个候选波峰，但是这5个候选波峰中需要至少存在3个满足ΔPPW(n-1)>0的波峰，才可以确定5个候选波峰属于有效心跳波信号。
所述预设要求可以根据需要选择上述要求中的一种或多种，当然，预设要求并不局限于上述实施例，其也可以包括其他合适的要求。
根据本发明实施例，处理器140可以通过以下方式确定待测对象的血压信息：根据在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰变化规律，确定在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰处于最低值的第一时刻，以及确定待测对象的收缩压等于阻断袖带在第一时刻施加的静压力；且/或根据在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰变化规律，确定在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰开始稳定在最高值的第二时刻，以及确定待测对象的舒张压等于阻断袖带在第二时刻施加的静压力。
在上文关于图4的描述中，已描述了收缩压和舒张压的示例性计算方式，本领域技术人员可以参考上文描述理解本实施例，不再赘述。需理解，本实施例仅是示例，收缩压和舒张压可以有其他合适的计算方式。
根据本发明实施例，处理器140可以通过以下方式确定在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰处于最低值的第一时刻：从在减压开始时刻之后的有效心跳波信号中选择波峰值单调上升的至少两个波峰；计算至少两个波峰的波峰值变化斜率；根据至少两个波峰中的至少部分波峰的波峰值以及波峰值变化斜率计算有效心跳波信号的波峰值等于最低值的最低波峰位置；以及确定最低波峰位置所对应的时刻为第一时刻。
在上文关于图4的描述中，已描述了计算波峰值变化斜率、计算最低波峰位置以及确定第一时刻的方式，本领域技术人员可以参考上文描述理解本实施例，不再赘述。需注意，在上文描述的实施例中，最低值是0，然而，这仅是示例而非对本发明的限制，最低值可以是任何合适的值，其可以根据理论或经验而定。
根据本发明实施例，处理器140可以通过以下方式确定在减压开始时刻之后有效心跳波信号的波峰开始稳定在最高值的第二时刻：从在减压开始时刻之后的有效心跳波信号中选择波峰值单调上升的至少两个波峰；计算至少两个波峰的波峰值变化斜率；根据至少两个波峰中的至少部分波峰的波峰值以及波峰值变化斜率计算有效心跳波信号的波峰值最早稳定在最高值的最高波峰位置；以及确定最高波峰位置所对应的时刻为第二时刻。
在上文关于图4的描述中，已描述了计算波峰值变化斜率、计算最高波峰位置以及确定第二时刻的方式，本领域技术人员可以参考上文描述理解本实施例，不再赘述。在上文描述的实施例中，每三个波峰值单调上升的波峰为一组，当发现波峰值变化斜率K取值为0(说明波峰值稳定在最高值)时，找到该组第一个波峰并记录该组第一个波峰对应的时刻(第二时刻)，该时刻对应的阻断袖带静压力即为舒张压。然而，上述确定波峰值稳定在最高值以及进而以该组第一个波峰对应的时刻作为第二时刻(袖带静压力等于舒张压的时刻)的方式仅是示例而非限制。例如可以将波峰值变化斜率K取值为0的一组波峰中的第二个波峰对应的时刻作为第二时刻。
根据本发明一个实施例，心跳波信号采集装置120可以与阻断袖带110集成在一起。在这种情况下，心跳波信号采集装置120可以是阻断袖带110中的压力传感器。这种方式所需硬件结构少，使用者操作起来也比较简单，无需分开固定心跳波信号采集装置120和阻断袖带110。
根据本发明另一个实施例，心跳波信号采集装置120可以独立于阻断袖带110设置。如果将心跳波信号采集装置集成在阻断袖带中，阻断部位的动脉血管闭合后仍存在来自近心端血流对袖带的冲击作用，有效心跳波信号一直存在，在判断动脉由阻断状态转化为导通状态的位置时，可能会影响判断的准确性。将心跳波信号采集装置120与阻断袖带110中的压力传感器分开，两路数据之间不存在交叉干扰，且心跳波信号采集装置120位于阻断袖带110的远心端，当阻断袖带静压力高于动脉收缩压时，心跳波信号采集装置120将完全检测不到有效心跳波信号，因此对于动脉由阻断状态转化为导通状态的位置的判断会更准确。
根据本发明实施例，心跳波信号采集装置120可以采用袖带、脉搏波探头(或称脉搏波传感器)、多普勒探头(或称多普勒传感器)和声音采集装置之一实现。心跳波采集装置120采用袖带实现的方案可以参考图3及相关描述来理解，此时心跳波采集装置120检测到的有效心跳波信号主要是脉搏波信号。心跳波信号采集装置120采用脉搏探头实现，其检测到的有效心跳波信号是脉搏波信号。心跳波信号采集装置120采用多普勒探头实现，其检测到的有效心跳波信号是多普勒频移信号。心跳波采集装置120采用声音采集装置以及袖带实现，声音采集装置采集血流冲击该袖带发出的柯式音，该袖带可以位于阻断袖带的远心端。
袖带通常包括压力传感器，其采集压力信号，该压力信号包含袖带静压力信号以及血液冲击袖带产生的动态信号。通过滤波之类的处理可以将袖带静压力信号和血液冲击袖带产生的动态信号分开，随后可以选择需要的信号。当阻断袖带110独立设置，不包含心跳波采集装置120或校准信号采集装置130时，可以将阻断袖带110中的传感器采集到的压力信号进行滤波，留下直流分量，即阻断袖带110的静压力信号。阻断袖带110的静压力信号用于确定收缩压和舒张压。
如上文所述，心跳波信号采集装置120集成在阻断袖带110中时，心跳波信号采集装置120可以是阻断袖带110中的压力传感器。心跳波信号采集装置120采集到的信号包括阻断袖带110的静压力信号以及心跳波采集信号。同样可以对心跳波信号采集装置120采集到的信号进行滤波，将静压力信号和心跳波采集信号分开，同时获得这两种信号。
在心跳波信号采集装置120单独设置的情况下，如果心跳波信号采集装置120也是用袖带实现的，则心跳波信号采集装置120同样采集到静压力信号以及心跳波采集信号这两种信号。可以对心跳波信号采集装置120采集到的信号进行滤波，滤除直流分量，留下心跳波采集信号。
对于校准信号采集装置130来说，其与心跳波信号采集装置120类似，当集成在阻断袖带110中以及单独设置时，可以采用不同的信号处理方法来获得所需的校准信号和阻断袖带的静压力信号，不再赘述。
根据本发明实施例，心跳波信号采集装置120的数目是一个或多个。不同心跳波信号采集装置所对应的第一部位可以不同。
上文结合图3和图4描述了采用双袖带(袖带A和袖带B)进行血压测量。然而，本发明不限于只使用一个测量袖带，在可以共用一条阻断袖带时，可以增加袖带(A1，A2，……)用于检测多路有效心跳波信号，对应获得多路动脉血压数据。随后，可综合考虑多路动脉血压数据来确定待测对象的动脉血压。
示例性地，以袖带B提供校准信号，袖带A检测有效心跳波信号为前提，增加袖带A的数量以检测多路有效心跳波信号。下面以采用两个测量袖带为例进行描述。图6示出根据本发明另一个实施例的血压测量设备100的示意性框图。如图6所示，在硬件结构中将图3所示与袖带A相关的部分扩展为A1、A2。
相应的血压测量流程将同步更改。图7示出根据本发明一个实施例、采用图6所示的血压测量设备测量血压的流程示意图。与图4所示实施例中的信号处理流程相比，本实施例中的信号处理流程在测量袖带采集信号部分进行改进。在心跳波采集信号初步采集步骤(对应于上述步骤3))，对袖带A1、A2同步充气，采集两个袖带中的压力信号，将两个袖带中的压力信号分别存储分析，按照图4所示实施例中的方法进行分析处理。当袖带A1和袖带A2中都可以检测到有效心跳波信号后，按照图4所示实施例中的步骤进行下一步。对于血压计算方法，在本实施例中将两路袖带采集到的心跳波采集信号作为两路独立信号按照图4所示实施例的方法计算即可得到各自的收缩压和舒张压。也就是说，根据袖带B采集的校准信号从袖带A1采集的心跳波采集信号中识别有效心跳波信号并计算对应的动脉血压，并根据袖带B采集的校准信号从袖带A2采集的心跳波采集信号中识别有效心跳波信号并计算对应的动脉血压。最后，可以根据两路动脉血压数据来确定实际的动脉血压。例如，可以通过对分别基于袖带A1和A2采集到的信号计算获得的收缩压求平均来获得实际的收缩压，并且可以通过对分别基于袖带A1和A2采集到的信号计算获得的舒张压求平均来获得实际的舒张压。
根据本发明一个实施例，校准信号采集装置130可以与阻断袖带110集成在一起。在这种情况下，校准信号采集装置130可以是阻断袖带110中的压力传感器。这种方式所需硬件结构少，使用者操作起来也比较简单，无需分开固定校准信号采集装置130和阻断袖带110。
根据本发明另一个实施例，校准信号采集装置130可以独立于阻断袖带110设置。例如，阻断袖带110可以设置在肢体的动脉处，而校准信号采集装置130可以设置在心脏部位，用于采集心电信号。校准信号只要在血压测量过程中持续存在，能够保证作为有效心跳波信号的识别基准即可。校准信号采集装置130独立于阻断袖带110设置，可以避免近心端血液冲击阻断袖带导致的波动信号幅度变化的问题，设置在诸如心脏等部位可以完全不受阻断袖带充放气的影响，因此能够进一步提高血压测量的准确性。
根据本发明实施例，校准信号采集装置130可以采用袖带、脉搏波探头、多普勒探头、心电信号采集装置和心音信号采集装置之一实现。
下面描述血压测量设备的另外几种示例性实现方案。
(1)单袖带测量血压(非袖带装置提供心跳波采集信号，阻断袖带提供校准信号)。本发明实施例中的心跳波信号采集装置可使用除袖带以外的其他装置。以袖带B提供校准信号，只检查一条动脉血压为前提，将心跳波信号采集装置替换为其他装置，硬件结构与图3相比保持其他部位不改变，将与袖带A相关的部分进行替换，如图8所示。在这种情况下，处理器可以通过驱动控制电路控制心跳波信号采集装置工作。在图8中，示出心跳波信号采集装置为包括传感器(例如脉搏波传感器)在内的装置。
与图3所示实施例相比，在本实施例中，将图3所示实施例中涉及的袖带A(测量袖带)用其他采集心跳波采集信号的装置(例如脉搏波探头)替代，将本实施例中的心跳波信号采集装置固定在需要检查血压的动脉血管处，采集心跳波采集信号，分析该信号，当信号呈周期性变化时，认为检测到有效心跳波信号。
将图4所示实施例中的信号处理逻辑中的心跳波采集信号的采集过程用本实施例中的装置替代采集，其他步骤与图4所示实施例保持一致，按照图4所示实施例中的后续步骤进行。
(2)三袖带测量血压(一条袖带提供心跳波采集信号，附加袖带提供校准信号)
本发明可以使用其他装置提供校准信号，以袖带A采集心跳波采集信号，袖带B阻断动脉血压为前提，校准信号通过附加袖带提供，硬件结构如图9所示。与图3所示血压测量设备相比，保持原有结构不变，增加袖带C及控制袖带C充放气的气泵C、气阀C，并且袖带C中包括将袖带C感知到的压力信号(包括校准信号和袖带C静压力信号)转换为数据的传感器C模块。相应的信号处理逻辑也会发生改变。
与图3所示实施例相比，在本实施例中，袖带B只作为阻断袖带，校准信号通过附加袖带C提供，袖带A、袖带B和袖带C的相对位置为：测量袖带A位于需要检查血压的动脉血管处，阻断袖带B位于袖带A的近心端，且保证能够将袖带A处的血流阻断，袖带C采集到的校准信号不受袖带B的干扰，没有绝对位置的限制。
与图4所示实施例相比，本实施例中的信号处理逻辑改进如下：
首先，袖带A的信号采集过程不做修改。
其次，在袖带A完成信号采集后，对袖带C进行信号采集。袖带C的信号采集原理与袖带A的采集原理和方法完全相同。
然后，袖带A和袖带C信号采集均完成后，进行阻断袖带B的加压充气和血压计算。对于袖带B的加压充气处理与图4所示实施例完全相同。在血压计算中，用到的校准信号来自于袖带C，袖带B中只包含袖带B的静压力信号，用于提供血压值，心跳波采集信号由袖带A提供。因此只需要将图4所示实施例中的校准信号替换为袖带C采集到的信号，其他不改变。
(3)双袖带测量血压(一条袖带提供心跳波采集信号，非袖带装置提供校准信号)
同理，校准信号还可以通过非袖带装置提供。以袖带A采集心跳波采集信号，袖带B阻断动脉血压为前提，校准信号通过其他采集装置提供。与图3所示的血压测量设备相比，本实施例中的血压测量设备可以基本保持原有结构不变，只需增加独立的校准信号采集装置，如图10所示。
与图3所示实施例相比，在本实施例中，袖带B只用于阻断动脉血压，袖带A提供心跳波采集信号，使用其他装置采集校准信号，校准信号形式不限，校准信号的周期只与心脏泵血相关。
与图4所示实施例中的信号处理逻辑相比，本实施例中测量袖带A的信号采集过程与图4所示实施例保持一致，在袖带A完成心跳波采集信号的初步采集后增加一个校准信号采集环节，将校准信号采集装置固定于采集位置，采集校准信号并分析，直至采集到的校准信号的波形为周期性变化的曲线为止。后续的阻断袖带B的加压充气处理及血压计算方式与图4所示实施例保持一致，图4所示实施例中涉及的校准信号用本实施例中测量得到的校准信号替代即可实现血压的测量。
上文描述的实现方案并非本发明的所有实现方案，由以上实施例组合或衍生出的血压测量方案均落入本发明的保护范围。
根据本发明实施例，阻断袖带是必须的，心跳波信号采集装置、阻断袖带和校准信号采集装置的相对位置是固定的。此外，如上所述，心跳波信号采集装置可选用一切可测量心跳波动信息的装置，如声音采集装置、PPG探头、多普勒探头等，心跳波信号采集装置的数量可根据需求灵活选择。校准信号可以利用各种可以准确提供心脏跳动规律的设备提供，其中心电信号采集装置是采集校准信号的较佳选择，心电信号可以最直观地反应心脏活动状况。
根据本发明另一方面，提供一种信号处理方法，应用于血压测量设备。图11示出根据本发明一个实施例的信号处理方法1100的示意性流程图。如图11所示，信号处理方法1100包括以下步骤。
在步骤S1110，通过血压测量设备的阻断袖带对被测对象的阻断部位进行加压和减压，以控制阻断部位的动脉的封闭和导通。
在步骤S1120，通过血压测量设备的心跳波信号采集装置采集在阻断袖带加压和减压过程中被测对象的心跳引发的波动信号，以获得心跳波采集信号，其中，心跳波信号采集装置固定在被测对象的第一部位上，第一部位为阻断部位或相对于阻断部位来说处于远心端的部位。
在步骤S1130，通过血压测量设备的校准信号采集装置采集在阻断袖带加压和减压过程中被测对象的心跳引发的波动信号，以获得校准信号，其中，校准信号采集装置固定在被测对象的第二部位上，第二部位不属于相对于阻断部位来说处于远心端的部位。
在步骤S1140，通过血压测量设备的处理器利用校准信号从心跳波采集信号中识别有效心跳波信号。
上文已经结合图1-10描述了血压测量设备100的结构和工作原理，本领域技术人员可以根据上文描述理解信号处理方法1100中各步骤的实施方式，此处不再赘述。
利用信号处理方法1100可以获得有效心跳波信号。该有效心跳波信号可以用于确定待测对象的血压信息。需理解，有效心跳波信号属于用于获取血压信息的一种中间数据。如上文，获得有效心跳波信号之后，需要根据一定的算法或处理逻辑来判断阻断袖带静压力等于收缩压和舒张压的位置。在确定阻断袖带静压力等于收缩压和舒张压的位置时，根据算法或处理逻辑的不同，可能获得不同的结果。本领域技术人员可以根据需要选择合适的算法来确定收缩压和舒张压。
示例性地，步骤S1140可以包括：通过处理器，根据心跳波采集信号和/或校准信号的波形确定在阻断袖带加压的过程中阻断部位的动脉最早达到完全封闭状态的封闭开始时刻；根据在特定时段内心跳波采集信号和校准信号的波形计算有效心跳波信号与校准信号之间的信号时间差，其中，特定时段为在心跳波采集信号和校准信号开始同步采集的时刻至封闭开始时刻之间的任一时段；以及至少根据在阻断袖带的减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号和校准信号的波形以及信号时间差，从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中识别有效心跳波信号。
示例性地，从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中识别有效心跳波信号可以包括：根据校准信号的当前波峰位置和信号时间差计算有效心跳波信号的预测波峰位置，当前波峰位置为在减压开始时刻之后采集的校准信号的任一波峰位置；从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中，在预测波峰位置周围的预定范围内查找匹配的实际波峰；如果查找到与预测波峰位置匹配的实际波峰，则确定实际波峰是候选波峰；以及如果从心跳波采集信号中获得满足预设要求的连续的候选波峰，则确定连续的候选波峰所对应的波形属于有效心跳波信号。
示例性地，从在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号中识别有效心跳波信号可以包括：根据心跳波采集信号的当前波峰位置和信号时间差计算校准的预测波峰位置，当前波峰位置为在减压开始时刻之后采集的心跳波采集信号的任一波峰位置；从在减压开始时刻之后采集的校准信号中，在预测波峰位置周围的预定范围内查找匹配的实际波峰；如果查找到与预测波峰位置匹配的实际波峰，则确定当前波峰位置所对应的波峰是候选波峰；以及如果从心跳波采集信号中获得满足预设要求的连续的候选波峰，则确定连续的候选波峰所对应的波形属于有效心跳波信号。
示例性地，预设要求可以包括以下项中的一项或多项：连续的候选波峰的数目不小于第一预定数目；连续的候选波峰中的每对相邻候选波峰之间的波峰时间差与有效心跳波信号的周期之间的差处于预设的误差范围内；连续的候选波峰包括波峰值单调上升的第二预定数目的候选波峰；其中，有效心跳波信号的周期由处理器根据在特定时段内心跳波采集信号的波形计算获得。
本领域普通技术人员可以意识到，结合本文中所公开的实施例描述的各示例的单元及算法步骤，能够以电子硬件、或者计算机软件和电子硬件的结合来实现。这些功能究竟以硬件还是软件方式来执行，取决于技术方案的特定应用和设计约束条件。专业技术人员可以对每个特定的应用来使用不同方法来实现所描述的功能，但是这种实现不应认为超出本发明的范围。
在本申请所提供的几个实施例中，应该理解到，所揭露的设备和方法，可以通过其它的方式实现。例如，以上所描述的设备实施例仅仅是示意性的，例如，单元的划分，仅仅为一种逻辑功能划分，实际实现时可以有另外的划分方式，例如多个单元或组件可以结合或者可以集成到另一个设备，或一些特征可以忽略，或不执行。
本发明的各个部件实施例可以以硬件实现，或者以在一个或者多个处理器上运行的软件模块实现，或者以它们的组合实现。本领域的技术人员应当理解，可以在实践中使用微处理器或者数字信号处理器(DSP)来实现根据本发明实施例的血压测量设备中的一些模块的一些或者全部功能。本发明还可以实现为用于执行这里所描述的方法的一部分或者全部的装置程序(例如，计算机程序和计算机程序产品)。这样的实现本发明的程序可以存储在计算机可读介质上，或者可以具有一个或者多个信号的形式。这样的信号可以从因特网网站上下载得到，或者在载体信号上提供，或者以任何其他形式提供。
应该注意的是上述实施例对本发明进行说明而不是对本发明进行限制，并且本领域技术人员在不脱离所附权利要求的范围的情况下可设计出替换实施例。在权利要求中，不应将位于括号之间的任何参考符号构造成对权利要求的限制。单词“包含”不排除存在未列在权利要求中的元件或步骤。位于元件之前的单词“一”或“一个”不排除存在多个这样的元件。本发明可以借助于包括有若干不同元件的硬件以及借助于适当编程的计算机来实现。在列举了若干装置的单元权利要求中，这些装置中的若干个可以是通过同一个硬件项来具体体现。单词第一、第二、以及第三等的使用不表示任何顺序。可将这些单词解释为名称。
以上，仅为本发明的具体实施方式或对具体实施方式的说明，本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。本发明的保护范围应以权利要求的保护范围为准。

Claims (16)

1.一种血压测量设备，包括：
阻断袖带，用于固定在被测对象的阻断部位上，并通过加压和减压来控制所述阻断部位的动脉的封闭和导通；
心跳波信号采集装置，用于固定在所述被测对象的第一部位上，并采集在所述阻断袖带加压和减压过程中所述被测对象的心跳引发的波动信号，以获得心跳波采集信号，其中，所述第一部位为所述阻断部位或相对于所述阻断部位来说处于远心端的部位；
校准信号采集装置，用于固定在所述被测对象的第二部位上，并采集在所述阻断袖带加压和减压过程中所述被测对象的心跳引发的波动信号，以获得校准信号，其中，所述第二部位不属于相对于所述阻断部位来说处于远心端的部位；以及
处理器，与所述心跳波信号采集装置和所述校准信号采集装置连接，用于利用所述校准信号从所述心跳波采集信号中识别有效心跳波信号，并根据所述有效心跳波信号确定所述待测对象的血压信息。
2.如权利要求1所述的血压测量设备，其中，所述处理器通过以下方式从所述心跳波采集信号中识别所述有效心跳波信号：
根据所述心跳波采集信号和/或所述校准信号的波形确定在所述阻断袖带加压的过程中所述阻断部位的动脉最早达到完全封闭状态的封闭开始时刻；
根据在特定时段内所述心跳波采集信号和所述校准信号的波形计算所述有效心跳波信号与所述校准信号之间的信号时间差，其中，所述特定时段为在所述心跳波采集信号和所述校准信号开始同步采集的时刻至所述封闭开始时刻之间的任一时段；以及
至少根据在所述阻断袖带的减压开始时刻之后采集的所述心跳波采集信号和所述校准信号的波形以及所述信号时间差，从在所述减压开始时刻之后采集的所述心跳波采集信号中识别所述有效心跳波信号。
3.如权利要求2所述的血压测量设备，其中，所述处理器通过以下方式从在所述减压开始时刻之后采集的所述心跳波采集信号中识别所述有效心跳波信号：
根据所述校准信号的当前波峰位置和所述信号时间差计算所述有效心跳波信号的预测波峰位置，所述当前波峰位置为在所述减压开始时刻之后采集的所述校准信号的任一波峰位置；
从在所述减压开始时刻之后采集的所述心跳波采集信号中，在所述预测波峰位置周围的预定范围内查找匹配的实际波峰；
如果查找到与所述预测波峰位置匹配的实际波峰，则确定所述实际波峰是候选波峰；以及
如果从所述心跳波采集信号中获得满足预设要求的连续的候选波峰，则确定所述连续的候选波峰所对应的波形属于所述有效心跳波信号。
4.如权利要求2所述的血压测量设备，其中，所述处理器通过以下方式从在所述减压开始时刻之后采集的所述心跳波采集信号中识别所述有效心跳波信号：
根据所述心跳波采集信号的当前波峰位置和所述信号时间差计算所述校准的预测波峰位置，所述当前波峰位置为在所述减压开始时刻之后采集的所述心跳波采集信号的任一波峰位置；
从在所述减压开始时刻之后采集的所述校准信号中，在所述预测波峰位置周围的预定范围内查找匹配的实际波峰；
如果查找到与所述预测波峰位置匹配的实际波峰，则确定所述当前波峰位置所对应的波峰是候选波峰；以及
如果从所述心跳波采集信号中获得满足预设要求的连续的候选波峰，则确定所述连续的候选波峰所对应的波形属于所述有效心跳波信号。
5.如权利要求3或4所述的血压测量设备，其中，所述预设要求包括以下项中的一项或多项：所述连续的候选波峰的数目不小于第一预定数目；所述连续的候选波峰中的每对相邻候选波峰之间的波峰时间差与所述有效心跳波信号的周期之间的差处于预设的误差范围内；所述连续的候选波峰包括波峰值单调上升的第二预定数目的候选波峰；
其中，所述有效心跳波信号的周期由所述处理器根据在所述特定时段内所述心跳波采集信号的波形计算获得。
6.如权利要求2所述的血压测量设备，其中，所述处理器通过以下方式确定所述待测对象的血压信息：
根据在所述减压开始时刻之后所述有效心跳波信号的波峰变化规律，确定在所述减压开始时刻之后所述有效心跳波信号的波峰处于最低值的第一时刻，以及确定所述待测对象的收缩压等于所述阻断袖带在所述第一时刻施加的静压力；且/或
根据在所述减压开始时刻之后所述有效心跳波信号的波峰变化规律，确定在所述减压开始时刻之后所述有效心跳波信号的波峰开始稳定在最高值的第二时刻，以及确定所述待测对象的舒张压等于所述阻断袖带在所述第二时刻施加的静压力。
7.如权利要求6所述的血压测量设备，其中，所述处理器通过以下方式确定在所述减压开始时刻之后所述有效心跳波信号的波峰处于最低值的第一时刻：
从在所述减压开始时刻之后的所述有效心跳波信号中选择波峰值单调上升的至少两个波峰；
计算所述至少两个波峰的波峰值变化斜率；
根据所述至少两个波峰中的至少部分波峰的波峰值以及所述波峰值变化斜率计算所述有效心跳波信号的波峰值等于所述最低值的最低波峰位置；以及
确定所述最低波峰位置所对应的时刻为所述第一时刻。
8.如权利要求6所述的血压测量设备，其中，所述处理器通过以下方式确定在所述减压开始时刻之后所述有效心跳波信号的波峰开始稳定在最高值的第二时刻：
从在所述减压开始时刻之后的所述有效心跳波信号中选择波峰值单调上升的至少两个波峰；
计算所述至少两个波峰的波峰值变化斜率；
根据所述至少两个波峰中的至少部分波峰的波峰值以及所述波峰值变化斜率计算所述有效心跳波信号的波峰值最早稳定在所述最高值的最高波峰位置；以及
确定所述最高波峰位置所对应的时刻为所述第二时刻。
9.如权利要求1所述的血压测量设备，其中，所述心跳波信号采集装置与所述阻断袖带集成在一起。
10.如权利要求1所述的血压测量设备，其中，所述心跳波信号采集装置独立于所述阻断袖带设置。
11.如权利要求10所述的血压测量设备，其中，所述心跳波信号采集装置采用袖带、脉搏波探头、多普勒探头和声音采集装置之一实现。
12.如权利要求1所述的血压测量设备，其中，所述心跳波信号采集装置的数目是一个或多个。
13.如权利要求1所述的血压测量设备，其中，所述校准信号采集装置与所述阻断袖带集成在一起。
14.如权利要求1所述的血压测量设备，其中，所述校准信号采集装置独立于所述阻断袖带设置。
15.如权利要求14所述的血压测量设备，其中，所述校准信号采集装置采用袖带、脉搏波探头、多普勒探头、心电信号采集装置和心音信号采集装置之一实现。
16.一种信号处理方法，应用于血压测量设备，包括：
通过所述血压测量设备的阻断袖带对所述被测对象的阻断部位进行加压和减压，以控制所述阻断部位的动脉的封闭和导通；
通过所述血压测量设备的心跳波信号采集装置采集在所述阻断袖带加压和减压过程中所述被测对象的心跳引发的波动信号，以获得心跳波采集信号，其中，所述心跳波信号采集装置固定在所述被测对象的第一部位上，所述第一部位为所述阻断部位或相对于所述阻断部位来说处于远心端的部位；
通过所述血压测量设备的校准信号采集装置采集在所述阻断袖带加压和减压过程中所述被测对象的心跳引发的波动信号，以获得校准信号，其中，所述校准信号采集装置固定在所述被测对象的第二部位上，所述第二部位不属于相对于所述阻断部位来说处于远心端的部位；以及
通过所述血压测量设备的处理器利用所述校准信号从所述心跳波采集信号中识别有效心跳波信号。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN112507784A (zh) * 2020-10-30 2021-03-16 华南师范大学 一种心冲击图时序信号的有效性检测方法
TWI753579B (zh) * 2020-02-20 2022-01-21 中央研究院 高效能體外反搏系統與使用該系統的治療方法
CN117137465A (zh) * 2023-11-01 2023-12-01 深圳市奋达智能技术有限公司 一种血流动力参数测量方法及其相关设备

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101321490A (zh) * 2005-11-14 2008-12-10 康适幸福股份有限公司 用于管理或控制心血管相关疾病如高血压的系统和方法
CN101327121A (zh) * 2007-06-22 2008-12-24 香港中文大学 一种生理参数测量装置
CN104883967A (zh) * 2012-11-08 2015-09-02 勒·泰 改进的血压监测器及方法
CN107126201A (zh) * 2017-03-31 2017-09-05 悦享趋势科技（北京）有限责任公司 非入侵式的连续血压检测方法、设备和装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101321490A (zh) * 2005-11-14 2008-12-10 康适幸福股份有限公司 用于管理或控制心血管相关疾病如高血压的系统和方法
CN101327121A (zh) * 2007-06-22 2008-12-24 香港中文大学 一种生理参数测量装置
CN104883967A (zh) * 2012-11-08 2015-09-02 勒·泰 改进的血压监测器及方法
CN107126201A (zh) * 2017-03-31 2017-09-05 悦享趋势科技（北京）有限责任公司 非入侵式的连续血压检测方法、设备和装置

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI753579B (zh) * 2020-02-20 2022-01-21 中央研究院 高效能體外反搏系統與使用該系統的治療方法
CN112507784A (zh) * 2020-10-30 2021-03-16 华南师范大学 一种心冲击图时序信号的有效性检测方法
CN112507784B (zh) * 2020-10-30 2022-04-05 华南师范大学 一种心冲击图时序信号的有效性检测方法
CN117137465A (zh) * 2023-11-01 2023-12-01 深圳市奋达智能技术有限公司 一种血流动力参数测量方法及其相关设备
CN117137465B (zh) * 2023-11-01 2024-04-16 深圳市奋达智能技术有限公司 一种血流动力参数测量方法及其相关设备

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