CN115211823A - 血压测量装置及方法 - Google Patents
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Abstract
本说明书实施例提供一种血压测量装置及方法。所述装置包括生物信号传感模块、压力传感模块和处理电路；所述生物信号传感模块用于在预设信号周期内发射探测信号以及接收反射信号并生成对应的反射电信号；所述预设信号周期包括实现单次探测信号发射和反射信号接收的周期；所述压力传感模块用于生成压力信号；所述压力信号表示生物信号传感模块与测量区域之间的压力；所述处理电路，用于根据所述压力信号，在所述反射电信号中选取对应于预设压力区间的目标信号，并利用所述目标信号计算血压值。上述装置能够基于压力变化对血管形态所造成的影响，实现不同血管血流量下所对应的血管探测，从而准确地实现血压和心率的测量，改善了用户的使用体验。
Description
技术领域
本说明书实施例涉及血压测量技术领域，特别涉及一种血压测量装置及方法。
背景技术
血压作为一项衡量身体状况的重要指标，近几年来越来越受到人们，尤其是中老年人群的关注。利用便携式测量装置方便准确地完成血压的测量具有重要的需求。目前有多种装置能够通过发送相应的探测信号对动脉的血管壁位置、血管直径等信息进行检测，进而根据反射的探测信号的具体参数，实现血压或心律等信息的获取。
但是，在目前的实际应用中，由于测量装置所发射的信号需要穿透皮肤进行测量，在测量过程往往需要针对测量装置施加一定的压力。但是，在实际应用中，若施加的压力过小，容易使得装置与皮肤之间不能完全贴合，影响测量效果；若施加的压力过大，又容易通过所施加的压力导致皮肤组织以及血管的形变，从而降低测量精确度。若需要对施加压力的大小进行严格控制，则必然造成测量装置本身过于笨重而不方便进行测量。因此，如何在考虑施加压力对血压测量造成的影响的同时，方便准确地对血压进行测量，是当前所亟需解决的问题。
发明内容
本说明书实施例的目的是提供一种血压测量装置及方法，以解决如何在考虑压力影响的情况下方便准确地测量血压的技术问题。
为了解决上述技术问题，本说明书实施例提出了一种血压测量装置，包括生物信号传感模块、压力传感模块和处理电路；所述生物信号传感模块用于在预设信号周期内发射探测信号以及接收反射信号并生成对应的反射电信号；所述预设信号周期包括实现单次探测信号发射和反射信号接收的周期；所述压力传感模块用于生成压力信号；所述压力信号表示生物信号传感模块与测量区域之间的压力；所述处理电路，用于根据所述压力信号，在所述反射电信号中选取处于预设压力区间的目标信号，并利用所述目标信号计算血压值。
本说明书实施例还提出了一种血压测量方法，包括：基于预设信号周期发射探测信号；所述预设信号周期包括实现单次探测信号发射和反射信号接收的周期；接收反射信号并生成对应的反射电信号；生成压力信号；所述压力信号用于表示生物信号传感模块与测量区域之间的压力；根据所述压力信号，在所述反射电信号中选取处于预设压力区间的目标信号；利用所述目标信号计算血压值。
为了解决上述技术问题，本说明书实施例还提出一种血压测量装置，所述装置包括生物信号传感模块、压力传感模块，存储器和处理电路；所述生物信号传感模块用于发射探测信号，以及接收反射信号并生成对应的反射电信号；所述压力传感模块用于生成压力信号；所述压力信号表示生物信号传感模块与测量区域之间的压力；所述存储器，存储有对应于目标用户的血压测量模型；所述血压测量模型用于描述所述目标用户的血压、血管壁位置与压力信号之间的变化关系；所述处理电路，用于基于反射电信号、压力信号，利用所述血压测量模块获取所述目标用户的血压值。
本说明书实施例还提出一种血压测量方法，包括：发射探测信号；接收反射信号并生成对应的反射电信号；生成压力信号；所述压力信号表示生物信号传感模块与测量区域之间的压力；基于反射电信号、压力信号，利用所述血压测量模块获取所述目标用户的血压值；所述血压测量模型用于描述所述目标用户的血压、血管壁位置与压力信号之间的变化关系。
由以上本说明书实施例提供的技术方案可见，本说明书实施例中，所述血压测量装置通过生物信号传感模块发送对应于预设信号周期的探测信号，并接收反射的信号。相应的，利用压力传感模块获取生物信号传感模块与测量区域之间的压力，生成对应的压力信号。处理电路在接收到反射电信号和压力信号后，基于预设压力区间筛选得到对应的目标应用，从而实现利用目标信号计算血压值。上述方式通过获取不同压力下生物信号传感模块所探测得到的信号，在避免外力造成较大影响的同时，提高了装置的测量精度，从而能够在考虑压力影响的情况下，准确地实现血压和心率的测量，改善了用户的使用体验。
附图说明
为了更清楚地说明本说明书实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本说明书中记载的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1为本说明书实施例一种血压测量装置的结构图；
图2为本说明书实施例一种检测装置集成方式的示意图；
图3为本说明书实施例一种信号传感单元所发出的信号周期的示意图；
图4A为本说明书实施例一种信号传感单元阵列的结构示意图；
图4B为本说明书实施例一种信号传感单元阵列的结构示意图；
图4C为本说明书实施例一种信号传感单元阵列的结构示意图；
图4D为本说明书实施例一种信号传感单元阵列的结构示意图；
图5为本说明书实施例一种超声换能器的结构图；
图6A为本说明书实施例一种超声换能器中匹配层形貌的示意图；
图6B为本说明书实施例一种超声换能器中匹配层形貌的示意图；
图7A为本说明书实施例一种超声换能器的电极结构示意图；
图7B为本说明书实施例一种超声换能器的电极结构示意图；
图7C为本说明书实施例一种超声换能器的电极结构示意图；
图8A为本说明书实施例一种1-3型超声换能器阵列的结构示意图；
图8B为本说明书实施例一种1-3型超声换能器阵列的结构示意图；
图9A为本说明书实施例一种生物信号传感模块与压力传感模块的组合结构示意图；
图9B为本说明书实施例一种生物信号传感模块与压力传感模块的组合结构示意图；
图10为本说明书实施例一种血压测量装置的结构图；
图11为本说明书实施例一种压力和血管管壁波动幅度随时间变化的示意图；
图12为本说明书实施例一种信号处理过程的示意图；
图13A为本说明书实施例一种血管壁位置随压力的变化情况的示意图；
图13B为本说明书实施例一种血管壁位置随压力的变化情况的示意图；
图14为本说明书实施例一种血压测量装置的结构图
图15为本说明书实施例一种血压位置关系的示意图；
图16为本说明书实施例一种血压测量方法的流程图；
图17为本说明书实施例一种血压测量方法的流程图；
图18为本说明书实施例一种血压测量方法的流程图。
具体实施方式
下面将结合本说明书实施例中的附图，对本说明书实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本说明书一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本说明书中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都应当属于本说明书保护的范围。
为了解决上述技术问题，首先介绍本说明书实施例一种血压测量装置100。如图1所示，所述血压测量装置100可以包括生物信号传感模块110、压力传感模块120和处理电路130。
所述血压测量装置可以单独实现血压的检测，也可以与其他设备配合实现血压的检测。如图2所示，所述检测装置可以独立地放置在人体的手腕桡动脉、颈部颈动脉、手指或者脚趾动脉或心脏附近动脉等位置，并实现对应位置的血压测量。所述检测装置也可以集成在其他设备上，例如，可以集成在可穿戴设备中，如智能手表的表盘下方或表带中，也可以集成在智能手机上，如智能手机的正面、背面或侧面，还可以集成在平板电脑等计算机设备上。相应的，在集成于其他设备上时，可以基于这些设备的输出模块与用户之间进行交互，例如显示相应的检测图像、利用语音或文字的形式指导用户测量等。实际应用中对所述血压测量装置的设置方式不做限制，在此不做赘述。
需要说明的是，在所述血压测量装置包含有生物信号传感模块、压力传感模块和处理电路的情况下，所述生物信号传感模块、压力传感模块和处理电路可以分别设置在不同的区域，并通过有线或无线的方式实现通信。例如，在所述血压测量装置集成于智能手表上时，可以只将生物信号传感模块和压力传感模块设置在智能手表的表带上，实现血管信息和压力信息的感测；而将处理电路设置于智能手表的内部，用于各项信息的处理，从而提升了所述检测装置的应用便利性。
生物信号传感模块可以是发出探测信号。所述探测信号在接触到其他物质之后可以基于物质的特性以不同的强度和方向进行反射。在接收到反射的探测信号后，基于所发射的信号的参数，可以实现对测量区域的探测，具体的，例如，可以实现对血管壁的检测。
相应的，为了获取反射信号的参数，所述生物信号传感模块还可以实现信号的接收，具体的可以是实现发射的探测信号的接收。而为了便于处理电路能够处理并利用接收到的探测信号，所述生物信号传感模块还可以在接收到反射的探测信号后，生成对应的反射电信号。所述反射电信号可以是能够基于电路所传输的电信号，所述反射电信号可以用于反映反射信号的各项反射信号参数，所述反射信号参数例如可以包括信号幅值、信号频率等，从而使得处理电路能够基于所述反射电信号所包含的信息进行处理，以得到血管壁位置和/或血管壁脉动信息等。
具体的，所述生物信号传感模块可以在血压测量时段内，基于预设信号周期重复向测量区域至少发射两次信号。在预设信号周期内还可以完成对所反射的信号的接收。
所述血压测量时段可以用于表示发射探测信号的时段，在该时段内压力持续变化的情况下，使得能够获取到对应于预设压力区间的信号，从而实现血压值的有效计算。
所述预设信号周期可以是生物信号传感模块完成一次信号发射、信号接收以及模块待机的周期。在生物信号传感模块中包含有至少两个信号传感单元的情况下，所述预设信号周期也可以是对应于信号传感单元发射信号、接收信号以及单元待机的周期。
具体的对于所述预设信号周期的介绍可以如图3所示，所述生物信号传感模块在所述激励时段内负责发出探测信号，所发出的探测信号可以为正弦波或方波；所述正弦波或方波的频率与信号传感单元中心频率之间的差值不大于频率调节阈值。所述频率调节阈值用于保证探测信号的频率与信号传感单元中心频率之间的接近程度，例如可以取为±10％以内，以保证获得高的驱动效率和更清晰的回波信号。激励信号的周期数将决定待测组织的静态空间分辨率，本方案采用<10个周期的驱动信号以实现静态空间分辨率<0.1mm。根据超声换能器的特性，信号调幅模块可将激励信号幅值Vpp调制为几伏至几十伏的等幅或调幅信号，以实现高的驱动效率。
在感应时段内所述生物信号传感模块可以接收反射的探测信号。具体的，在所述感应时段内，激励信号为0，被驱动换能器处于超声回波信号采集状态。相应的，所采集到的回波信号的波形可以如图11所示。
在待机时段内，激励信号为0，被驱动换能器处于待机状态，若超声换能器以阵列形式存在，此时段内，其他超声换能器可以处于激励或感应状态。
所述激励时段、感应时段和待机时段的时长可以基于实际应用的需求进行调整，以达到优化信号质量、降低换能器阵列功耗等效果。
血压测量时段可以是进行血压测量的时段。在该时段内生物信号传感模块持续进行信号发射、信号接收。为了保证能够基于所获取的反射电信号准确地识别血压，所述血压测量时段内可以包含有至少两个预设信号周期，以实现多个反射电信号的生成。
测量区域可以是为了获取血压值而放置血压测量装置的区域。具体的，所述测量区域可以包含皮肤组织以及皮肤组织下方的动脉血管。所述动脉血管可以包括手腕桡动脉、颈部颈动脉、手指或者脚趾动脉或心脏附近动脉等。
在一些实施方式中，所述生物信号传感模块中可以包括由至少两个信号传感单元构成的信号传感单元阵列。所述信号传感单元阵列中包括至少两个信号传感单元。信号传感单元基于预先设定的方式排布为相应的阵列形状，所述阵列例如可以为直线阵列、矩形阵列、圆形阵列和椭圆阵列中的至少一种。如图4A所示，为信号传感单元以直线阵列的形式进行排布的示例。如图4B所示，为信号传感单元以矩形阵列的形式进行排布的示例。如图4C所示，为信号传感单元以圆形阵列的形式进行排布的示例。如图4D所示，为信号传感单元以椭圆阵列的形式进行排布的示例。实际应用中还可以根据需求将阵列排布为其他方式，并不限于上述示例，在此不再赘述。
为了保证阵列中至少有一颗超声换能器能够接收到血管壁信号，组成阵列的单个超声换能器间距可以为0.5-2mm，超声换能器阵列形式可以是(1～7)x(1～7)中任意组合形式。此外，为了保证超声波波束能高效辐射血管截面，阵列长边需与血管血流方向垂直，从而增大超声波换能器发射的信号被血管反射的可能性。
由于在实际应用中，用户一般无法准确地识别动脉的位置，在基于现有技术中的方式对血管进行检测时，容易使得检测设备无法准确发射信号至血管，而利用多个信号传感单元构成信号传感单元阵列，使得阵列中存在有至少一个信号传感单元所发送的探测信号能够被测量区域中的血管所反射。在接收到各个信号传感单元所生成的反射电信号后，通过分析这些反射电信号的特性，可以确定其中对应于血管所反射的信号，从而实现动脉血管的准确检测。相应的，还可以利用其他信号传感单元的信号对最终的结果进行优化，从而进一步提升针对血管壁的检测结果。
在一些实施方式中，所述信号传感单元可以为发出超声波探测信号的超声换能器单元或发出探测光信号的光学传感单元或发出反射电信号的电传感器。相应的，所述超声换能器单元可以接收到反射的超声波，光学传感单元也能够接收到反射的光信号，所述电传感器可以接收到测量区域所反射的电信号。
所述超声换能器单元可以包括压电式超声换能器、电容式超声换能器和磁致伸缩式超声换能器中的至少一种。超声换能器是一种将输入的电功率转化为机械功率(超声波)的设备。通过将电流转化为超声波进行发送，实现了超声波测距的需求。由于超声波具有指向性强、能量损失小等特点，使得超声波测距得到了广泛的应用。相应的，在向人体皮下组织发射超声波后，动脉血管会反射相应的超声波，根据所发射的超声波的性质以及接收到的反射的超声波的时间差即可确定血管壁的位置。相应的，根据血管壁基于时间的位置变化情况也可以确定对应的心脉信息。
下面以所述信号传感单元为超声换能器单元的情况，对相应的示例进行介绍。在所述信号传感单元为光学传感单元或其他传感单元的情况下，也可以进行相应调整而得到对应于各个示例的方案。
所述信号传感单元阵列可以是由多颗超声换能器组合得到的超声换能器阵列，其中的每个超声换能器相互独立且具有相同的结构。
针对所述超声换能器的结构，如图5所示，所述超声换能器单元依据与测量区域的距离依次由皮肤耦合层、匹配层、顶电极、压电材料层和底电极构成，其中，皮肤耦合层为贴近测量区域的一层，底电极为远离测量区域的一层。
为了加强超声换能器与皮肤之间的贴合效果，排除超声换能器与皮肤之间的空气间隙，增强超声波的穿透率，可以在超声换能器中设置所述皮肤耦合层。所述皮肤耦合层即用于加强超声换能器单元与测量区域的皮肤之间的贴合效果。皮肤耦合层要求弹性模量接近皮肤弹性模量，通常为MPa量级，适宜选择橡胶、有机硅胶、PDMS等材料。
匹配层是介于压电材料层与待测人体组织间的过渡材料结构，由于压电材料的声阻抗一般远大于人体组织的声阻抗，使得压电材料在电激励下产生的机械振动无法迅速穿透并进入皮肤组织形成高强度的窄声波脉冲，所以在压电材料层和皮肤组织之间需设置用于声阻抗过渡的匹配层。匹配层材料为环氧树脂或其他有机材料，可由单层单一材料或多层多种材料形成，整体厚度尺寸为0.05-5mm。匹配层要求材质声衰减低、声阻抗适中，如环氧树脂、塑料、橡胶等有机物，为了调节声阻抗值，可在匹配层中掺入固体颗粒，比如金属钨、铝、氧化锆、氧化铝等。进行匹配层制作时，可以设置一层或多层具有特定形貌的声匹配层。单层匹配时，匹配层厚度通常为1/4波长的奇数倍以获得高强度窄声波脉冲。根据超声换能器工作频率，匹配层厚度在0.01-5mm。其中，匹配层可全部或部分覆盖于顶电极上方。实际应用中，匹配层表面与顶电极表面平行或与顶电极表面之间可以形成特定角度，如图6A所示；匹配层表面可以维持平整光滑，也可以形成特定表面结构，如锯齿状，以提升声匹配性能，如图6B所示。
针对所述匹配层和/或皮肤耦合层的制备，可以采用但不限于丝网印刷法、流延法、切割法和研磨法等。丝网印刷法是通过制备具有特定图形与厚度的钢网，通过丝网印刷的方式将流体特定尺寸的匹配层转移至待制备匹配层的压电材料表面；流延法是通过制备具有特定厚度的匹配层基材，再通过后续机械、激光、粘接等加工方式可实现特定尺寸匹配层的制备；切割法是通过线切割等其他切割工艺从匹配层棒材切割获得特定厚度匹配层基材，再通过后续机械、激光、粘接等加工方式可实现特定尺寸匹配层的制备；研磨法是通过机械、化学等研磨方式将超声换能器中匹配层的厚度减薄至设计值。
压电材料层可以是PZT材料，所述PZT材料可以是PZT-5A或其他PZT配比材料。电极层可以是金、银或其他金属材料，厚度可以为0.01-50μm，如图5所示，主要位于压电材料层层厚度方向两侧。电极层结合压电材料层可以实现超声换能器的电学驱动、回波信号接收和机械连接，从而能够将电能转换为超声机械能，以及实现发射的超声波的接收。
所述压电材料层和电极层之间可以对应于平行电极结构、翻边电极结构和打孔翻边电极结构。
平行电极结构如图7A所示，顶电极和底电极分别位于压电材料层厚度方向的两侧，基于压电材料层的侧边实现绝缘。
翻边电极结构如图7B所示，在平行电极结构的基础上，顶电极通过在压电材料层的一侧涂覆金属材料，将顶电极翻转至底电极的一侧，并在该侧通过绝缘带与底电极之间实现电气绝缘。
打孔翻边电极结构如图7C所示，在平行电极结构的基础上，通过在压电材料层的厚度方向打孔，并在孔内涂覆金属材料，也能够将顶电极翻转至底电极的一侧，相应的，在翻转孔位于底电极一侧形成一圈绝缘层以保证与原底电极电气绝缘。
上述三种结构分别具有不同的特点，其中平行电极结构较为简单，而翻边电极结构和打孔翻边电极结构由于通过电极翻边的形式将顶电极和底电极转移至同一侧，后续只需通过单侧SMT就可以实现电学连接和机械固定。实际应用中可以根据需要选取相应的结构。
由于在利用超声技术对动脉血管进行测量时，需要求超声波波束辐射血管横截面。为保证超声波波束能够辐射血管截面，超声换能器阵列长边长度需大于测试位置正下方动脉血管直径。而人体不同部位动脉直径在0.5-15mm不等，因此可根据不同的使用位置，设计不同的超声换能器尺寸，使其长边略大于所对应测试位置正下方动脉血管直径。
理论上，超声换能器尺寸越大，超声波束宽度越大，用户越容易对准动脉血管，测试过程中对超声换能器的放置位置的敏感性越低；但随着超声换能器尺寸的增大，其接收到的血管附近的其他组织的超声回波信号也随之增大且组分变得复杂，会降低超声换能器的瞬态空间分辨率，最终导致无法从超声回波信号中分离提取出血管对应信号。因此，超声换能器的尺寸存在一个最优区间。本实施例中将超声换能器单元长度或宽度方向尺寸设置为0.5-10mm，厚度方向尺寸设置为0.1-5mm，使得换能器发出的超声波波束部分或全部覆盖被测动脉血管，用于实现高效的血管特征识别与提取。基于上述尺寸，超声换能器工作频率为1-20MHz，具体频率可根据换能器尺寸进行调节，以保证换能器为血管管壁位置动态跟踪提供足够的空间分辨率。
在多个超声换能器构成超声换能器阵列的情况下，可以在保证阵列长边大于待测位置血管直径的前提下，减小每颗换能器的尺寸，提升瞬态空间分辨率，从而利于分离和提取血管特征信息。通过利用数量较少、尺寸较小的单颗超声换能器通过阵列排布的方式构成生物信号传感模块，能够有效地提高测量精度，降低成本。
在一些实施方式中，所述信号传感单元阵列也可以是1-3型超声换能器阵列，所述1-3型超声换能器阵列基于与测量区域之间的距离依次由皮肤耦合层、匹配层、顶电极、PZT-聚合物复合材料层和底电极构成，其中，皮肤耦合层最为贴近测量区域，底电极最为远离测量区域。
所述1-3型超声换能器阵列中皮肤耦合层、匹配层和电极的结构与上述单个超声换能器的结构基本相同，具体可以参照上述示例中的介绍，在此不做赘述。
PZT-聚合物复合材料层由PZT粉末回填于预成型聚合物基体中烧结而成，其中，PZT粉末成型所得的PZT压电陶瓷柱在聚合物基体中以阵列形式排布形成超声换能器阵列。从制备工艺的角度，无需将单个超声换能器组合得到阵列，而是在制备时能够直接获取到包含有多个压电陶瓷柱的阵列，这些压电陶瓷柱即可作为对应的信号传感单元。相应的，各个PZT压电陶瓷柱的底部分别贴合有底电极，从而实现超声波的生成以及反射信号的接收。
其中，阵列的排列规律包括但不限于直线、矩形、圆形或椭圆等，为保证阵列中至少有一个PZT压电陶瓷柱能接收到血管壁信号，PZT压电陶瓷柱在聚合物基体中的排列间距为0.5-2mm，实际长度或宽度方向尺寸为0.5-10mm，厚度方向尺寸为0.1-5mm，使用时1-3型超声换能器的长边方向需与血管血流方向垂直，使换能器发出的超声波波束部分或全部覆盖被测动脉血管。尺寸同时限定了超声换能器工作频率为1-20MHz，以保证换能器为血管位置动态跟踪提供足够的空间分辨率。
所述1-3型超声换能器阵列中顶电极和底电极之间也可以具有不同的结构。如图8A所示，为平行电极结构，即顶电极和底电极分别位于压电材料层厚度方向的两侧，基于压电材料层的侧边实现绝缘；如图8B所示，为翻边电极结构，即顶电极通过在压电材料层的一侧涂覆金属材料，将顶电极翻转至底电极的一侧，并在该侧通过绝缘带与底电极之间实现电气绝缘。具体的对于上述结构的描述可以参照由多颗超声换能器构成阵列的实施方式中的介绍，在此不再赘述。
所述1-3型超声换能器阵列中的PZT压电陶瓷柱之间的相对位置与角度由预成型聚合物基体严格控制，相较于由多颗超声换能器构成的阵列具有更小的颗与颗之间的位置公差，因此，在获取超声换能器阵列与测试区域中的血管之间的夹角时具有更高的准确性，从而能够更为有效地指导用户对测试区域或测试角度进行调整。此外，由于单颗1-3型超声换能器较单颗超声换能器相比，尺寸增大，因此降低了电极、匹配层的加工工艺难度，从而降低了成本。
在一些实施方式中，在利用信号传感单元发送探测信号至测量区域时，可以驱动单颗超声换能器或单颗PZT压电陶瓷柱独立工作。具体的，可以基于预设驱动顺序按照轮流循环的方式依次驱动各个信号传感单元发射探测信号；其中，各个信号传感单元具有独立的发射信号和接收信号的周期。在该类实施方式中，在一个激励信号周期内仅驱动单颗超声换能器或PZT压电陶瓷柱工作，在该超声换能器或PZT压电陶瓷柱结束反射信号的采集后，在下一个激励信号周期内再驱动另一颗超声换能器或PZT压电陶瓷柱工作。基于上述流程，按照预先设定的顺序，驱动全部或部分超声换能器或PZT压电陶瓷柱工作。相应的，在测量过程中，可以基于反射信号进行分析，动态调整不同位置的超声换能器信号驱动和采集频率以提升信号采集效率。
在另一些实施方式中，可以驱动至少两个信号传感单元以配合工作形式发射探测信号。在该种工作形式下，一次信号周期内可以驱动至少一个信号传感单元发射探测信号，并由至少两个信号传感单元接收反射的探测信号，即一颗或多颗超声换能器或PZT压电陶瓷柱所发射的超声波经由血管壁反射后可以同时被不同颗超声换能器或PZT压电陶瓷柱所接收。通过该种工作方式，可以根据不同超声换能器或PZT压电陶瓷柱接收相应的超声回波时延，得到超声换能器与血管之间的夹角，从而对用户的测试位置或测试角度进行指导调整。
相应的，在所述血压测量装置需要对用户的测试位置或测试角度进行指导调整的情况下，所述血压测量装置还可以包含有相应的输出设备。所述输出设备可以是扬声器，用于输出声音信息，也可以是显示器，用于输出图像或文字信息。在需要对用户的测量位置或角度进行调整时，可以输出相应的信息来给予用户相应的提示，使得调整装置以获取较好的测量结果。
压力传感模块用于获取生物信号传感模块与测量区域之间的压力，并基于感测到的压力生成对应的压力信号。所述压力传感模块中可以包含有压力敏感元件，所述压力敏感元件在受到压力作用的情况下，根据压力的大小可以相应地改变自身的性质，从而能够根据其性质的变化情况实现对压力的测量。例如，所述压力敏感元件可以根据压力的大小改变自身的电阻值，或基于对应于压力的压电效应实现对压力的测量。具体的测量方式可以根据实际应用中压力传感模块的类别和工作原理进行设置。
具体的，在一些实施方式中，所述压力传感模块可以包括电容式传感器、电阻式传感器、压电式传感器中的至少一种。具体的测量方式可以根据实际情况进行设置，在此不再赘述。
相应的，所述压力传感模块直接测量得到的贴合压力也无法直接得到利用，因此，在一些实施例中，所述压力传感模块还可以包括信号处理单元，所述信号处理单元可以根据所述贴合压力生成对应的压力信号。所述压力信号也可以是通过电路进行传输的电信号，可以用于描述所述贴合压力的大小等性质。所述压力信号在被传输至处理电路后，能够由处理电路利用所述压力信号获知超声波模块与皮肤组织之间的贴合压力，从而基于超声波模块与皮肤组织之间的压力变化情况以及与压力相对应的血管壁位置情况，实现对于血压值的计算。
超声换能器阵列与压力传感器的集成可以采用单颗压力传感器，也可采用多颗压力传感器，压力传感器数量为1～4。生物信号传感模块与压力传感器通过采用柔性印刷电路板或其他电路板进行电学连接与机械固定。具体的，如图9A所示，生物信号传感模块与压力传感器可以是上下堆叠布置的方式，如图9B所示，生物信号传感模块与压力传感模块也可以是水平并列布置。当使用多颗压力传感器时，压力传感器可以集中布置，也可以均匀或不均匀地离散布置于超声换能器阵列附近区域，从而实现更精确的监测压力。
在所述血压测量时段内，所述生物信号传感模块与测量区域之间可以存在有随时间递增或递减的压力。基于本实施例中的测量方法，其原理即在于通过施加不同的压力，来改变血管本身的形态，使得血管在压力的作用下在正常形态与完全压合的形态之间变换，并通过测量与压力相对应的血管壁位置以及血流通过量实现对于血压的测量。因此，通过控制压力递增或递减，并在该时段内进行反射电信号和压力信号的获取，对反射电信号进行分析，能够获取到较好的探测效果。
在一些实施方式中，由于血压测量装置与测量区域之间的压力情况可以是由用户自身所控制的，而用户自身在施加压力时对应的压力变化范围可能较大，使得可能有较长时间段内无法获取较为有效的数据，因此，所述血压测量装置可以根据压力传感模块实时获取的数据，提醒用户相应地改变所施加的压力。
利用一个具体的示例进行说明，当用户按照递增的趋势向血压测量装置施加压力时，若检测到用户当前施加的压力相较于有效压力区间差别较大时，可以提醒用户提高施加压力的变化速率，当用户所施加的压力接近或处于有效压力区间时，为了保证能够较为细致地获取对应于不同压力的探测信号，可以提醒用户放缓增加压力的速率。具体的提醒用户的方式可以是利用扬声器输出语音信息进行提醒，也可以是利用显示器输出图像或文字信息进行提醒，对此不做限制。
通过对用户进行提醒以控制压力变化情况，能够获取到效果更好的信号，从而提高计算得到的血压值的准确性。
在一些实施方式中，所述血压测量装置中还可以包含有信号驱动模块和生物信号采集模块，如图10所示。
其中，所述信号驱动模块驱动所述生物信号传感模块发出探测信号；所述信号驱动模块还用于调节生物信号传感模块发出的探测信号的信号参数；所述信号参数包括信号频率、信号幅度、脉冲信号周期、填充信号个数中的至少一种。此外，所述信号驱动模块中还可以包含有电源模块，用于给所述信号驱动模块进行供电。
所述信号采集模块用于获取生物信号传感模块所生成反射电信号，并对所述反射电信号进行模数转换生成探测数字信号；所述信号采集模块还用于发送所述探测数字信号至处理电路。所述信号采集模块中包含有高速AD/C模块，可以将生物信号传感模块所生成的模拟信号转化为数字信号，其中，高速AD/C模块的采样频率fs需大于两倍脉冲信号频率fa，才可以通过采集所得信号还原被测生物信息。当生物信号传感装置为超声换能器时，生物信号采集模块采集到的生物信号为与其激励信号形式相似的脉冲信号，其中包含皮肤表层、脂肪层、血管管壁位置等生物信息。采集到的生物信号的动态空间分辨率为C/fs，其中，C为人体组织中的超声波声速。动态空间分辨率将决定同一生物特征在时域上的位置精度，例如当fs为40MHz时，C为1500m/s时，动态空间分辨率为18.75μm。所述信号采集模块也可以包含有电源模块，用于给所述信号采集模块供电。
所述信号驱动模块和信号采集模块可以与处理电路集成于同一个模块中，也可以分别设置在不同的位置，对此不做限制。
所述处理电路可以是设置有相应处理逻辑的电路，例如蚀刻对应电路的电路板。所述处理电路能够根据压力信号所对应的压力大小，在反射电信号中选取对应于预设压力区间的目标信号。在所述目标信号对应的压力符合预设压力区间的要求的情况下，使得能够通过所述目标信号较为准确地实现对于血压值的计算。
在一些实施方式中，获取到反射电信号后，需要将所述反射电信号转化为血管壁位置的变化情况。转化过程中，所述处理电路可以先对所述反射电信号进行信号预处理。信号预处理是反射电信号的所对应的数据进行数据合并、滤波等处理，以提升信号信噪比。通常是对信号进行带通滤波或匹配滤波，带通滤波器中心频率与激励信号相同，带宽1～2MHz。经过带通滤波器后，带内有效信号被保留，带外的噪声被去除；匹配滤波的参考信号为经过带通滤波后的激励信号或典型的回波信号，匹配滤波将增强回波信号中具有参考信号特征的信号的信噪比。在进行预处理后得到的信号可以如图11中t1-t4所分别对应的波形图所示，图中的四个波形分别表示在不同的时间通过信号传感单元所获取的信号对应的波形。
之后，针对降噪处理得到的生物信号，可以通过多普勒频移分析等方法，识别并实时跟踪血管管壁位置。匹配滤波将增强回波信号中具有参考信号特征的信号的信噪比。血管具有与心脏跳动周期相同的收缩与舒张现象，因此血管管壁位置具有与心脏跳动相同的律动周期，该运动频率通常为0.5～3Hz，分析该现象引起的多普勒频移，可以快速地对回波信号中血管管壁所在位置进行识别并跟踪。图11中针对同一位置的血管壁在不同时间所对应的波形中分别进行了标识。
之后，可以将跟踪所得的血管管壁位置信息通过滤波等处理，获取血管管壁的脉动信息，通常进行平滑滤波，减少噪声干扰。如图11所示，根据血管管壁位置变化量图，可以综合不同时间回波信号的波形，得到管壁位置随时间变化的关系图，从而得到血管管壁位置的脉动信息。
如图12所示，为压力和血管管壁波动幅度随时间变化的示意图。在压力随时间递增的情况下，血管管壁波动幅度也随压力的改变而改变。获取血管壁位置对应于时间的变化情况的方式可以如图12所示，基于这些幅度的峰值进行拟合，可以得到相应的血管壁波动幅度包络曲线。所述血管壁波动幅度包络曲线的峰值即为血管壁位置波动的最大值，根据血管壁位置的波动情况能够获取到血压值。
相应的，当压力随时间递减的情况下，血管管壁波动幅度也随压力的改变而改变，此时获取血管壁位置对应于时间的变化情况的方式与图12类似，基于这些幅度的峰值进行拟合，同样可以得到相应的血管壁波动幅度包络曲线，进而获取到血压值。
具体的，在本实施例中，所述处理电路可以根据预设的处理逻辑，将反射电信号转化为对应的血管壁位置后，根据所述血管壁位置拟合得到对应的血管壁波动幅度包络曲线。
在实际应用中，当获取到所述血管壁波动幅度包络曲线后，基于曲线中的相应特征信息，可以首先进行血压值的求取。
在一些实施方式中，可以利用固定比率计算法实现血压值的求取。结合图13A对该方法进行说明。图13A中的折线用于表示生物信号传感模块相较于测量区域的压力变化情况，柱状图分别表示测量得到的各个预设信号周期内的血管壁波动幅度。图13A是压力逐渐递减的过程，可以看出，柱状图构成的包络曲线存在有峰值点O(M)。当压力为PS时，在柱状图构成的包络曲线的上升沿上，血管壁波动幅度存在一个突变的特征点O(S)，相应的，当压力为PD时，在包络曲线的下降沿上，血管壁波动幅度同样存在一个突变的特征点O(D)。结合附图13A中的压力变动情况，O(S)点对应的压力大于O(D)点对应的压力，则可以将O(S)点对应的压力PS作为收缩压，将O(D)点对应的压力PD作为舒张压。
图13B是生物信号传感模块相较于测量区域之间压力逐渐增大的过程，与图13A中的变化过程存在有类似的对应关系，也可以在对应的包络曲线上识别出突变的特征点，并基于特征点对应的压力大小分别确定舒张压和收缩压。具体的描述可以参照上述介绍，在此不再赘述。
而在利用固定比例计算法进行血压值的求取时，可以先从血管壁位置拟合曲线中确定曲线峰值点，即曲线中对应的血管壁波动幅度最大的点。基于该点所对应的幅值和预先设置的特征点比例可以分别在曲线的上升沿和下降沿上确定舒张压特征点和收缩压特征点。所述特征点比例分别用于表示舒张压特征点对应的血管壁波动幅度相较于曲线峰值点对应的血管壁波动幅度的比例，以及收缩压特征点对应的血管壁波动幅度相较于曲线峰值点对应的血管壁波动幅度的比例。
具体的，所述舒张压特征点相较于曲线峰值点的特征点比例对应的范围包括0.45至0.85；所述收缩压特征点相较于曲线峰值点的特征点比例对应的范围包括0.35至0.65，即符合公式
式中，yS为收缩压特征点对应的血管壁波动幅度，yD为舒张压特征点对应的血管壁波动幅度，yM为曲线峰值点对应的血管壁波动幅度。
基于所述特征点比例确定舒张压特征点、收缩压特征点后，可以根据这些特征点所分别对应的压力信号确定血压值，具体的，所述舒张压特征点对应的压力信号的压力值可以表示舒张压，所述收缩压特征点对应的压力信号的压力值可以表示收缩压。
在一些实施方式中，也可以利用微分特征点法来获取血压值。具体的，在获取到血管壁位置拟合曲线后，由于所述血管壁位置拟合曲线一般为连续的曲线，因此可以针对所述血管壁位置拟合曲线求取微分得到微分曲线。基于所述微分曲线中各点的值，从中识别特征点。这些特征点可以包括对应于微分曲线最大值的微分最大值点，对应于微分曲线最小值的微分最小值点，以及值为零的微分零值点。相应的，可以将微分最大值点对应的压力作为舒张压，将微分最小值点对应的压力作为收缩压，将微分零值点对应的压力作为平均动脉压。
相应的，根据血管壁位置随时间的变化情况，也可以从中识别得到被测对象的心率信息。具体的识别方式可以根据实际应用情况进行设置，在此不再赘述。
基于上述实施例的介绍，可以看出，所述血压测量装置通过在血压测量时段，通过生物信号传感模块发送多个周期的探测信号，并接收测量区域中的动脉血管所反射的信号。相应的，在血压测量时段内，生物信号传感模块与测量区域之间对应于递增或递减的压力，通过压力传感模块采集得到的压力信号，在对应至反射电信号后，使得处理电路能够根据反射电信号随压力值的变化情况，利用反射电信号的信号参数计算得到血压值。上述方式通过获取不同压力下生物信号传感模块所探测得到的信号，使得这些信号能够反映血管在不同压力作用下的形态、波动幅度的变化情况进而实现了利用固定比例计算法或微分特征点法完成血压的计算，准确地实现血压和心率的测量，改善了用户的使用体验。
本说明书实施例还提供另一种血压测量装置1400，以实现对于血压的检测。如图14所示，所述血压测量装置1400可以包括生物信号传感模块1410、压力传感模块1420、存储器1430和处理电路1440。
对于上述生物信号传感模块1410、压力传感模块1420的介绍可以参照上述血压测量装置100中对于生物信号传感模块110和压力传感模块120的描述，在此不再赘述。
在本实施例中，所述存储器可以按任何适当的方式实现。例如，所述存储器可以为只读存储器、机械硬盘、固态硬盘、或U盘等。所述存储器中可以存储有对应于目标用户的血压测量模型。所述血压测量模型可以是用于描述该目标用户的血压、血管壁位置和压力信号之间的变化关系的模型。
在一些实施方式中，所述血压测量模型可以用于描述血压、血管壁位置和压力信号在连续变化的情况下，上述参数之间的对应关系的模型。相应的，在需要获取测量结果时，处理电路在将反射电信号转化为血管壁位置参数，以及确定压力信号所对应的压力后，可以将血管壁位置参数和压力值输入血压测量模型，由血压测量模型输出对应于所述目标用户的血压值。
具体的，获取所述血压测量模型的方式可以是在至少两个外加压力下，分别获取对应于所述目标用户的血压样本数据和血管直径样本数据，再利用所述血压样本数据和血管直径样本数据确定血压直径关系；所述血压直径关系用于描述在对应的外加压力下血压和血管直径之间的对应关系。如图15所示，为在F1、F2、Fn这三个不同压力下血管直径与贴合压力之间的关系曲线。之后可以利用各个血压直径关系拟合得到所述血压测量模型。
利用一个具体的示例对获取所述血压测量模型的过程进行说明，对应于目标用户，先利用标准血压计测量用户的血压值，再将外界压力稳定在F1状态下，依次对血管直径进行测量，获取在F1状态下血压与血管直径之间的关系P＝g1(D)，式中，P为血压，D为血管直径；之后，可以在外界压力稳定在F2状态下，依次对血管直径进行测量，获取在F2状态下血压与血管直径之间的关系P＝g2(D)，以此类推，依次获取至第n(n＞＞2)个外界压力状态下的血压与血管直径之间的关系P＝gn(D)。根据上述不同压力状态下的关系式，拟合得到对应于所述目标用户的一般状态下的关系式P＝g(D,F)。在获取到贴合压力F之后，根据上述一般状态下的关系式，确定出对应于所述贴合压力F的关系式P＝gx(D)，再将测量得到的血管直径D带入，得到对应于目标用户当前测量时刻的血压值。
在另一些实施方式中，所述血压测量模型也可以是对应于目标用户的至少两组血压数据，每组血压数据中均包含在一定的外加压力下目标用户的血管直径和血压之间的对应关系。在获取到测量得到的用户的血管直径和贴合压力后，可以从所述至少两组血压数据中选取出一组目标血压数据。所述目标血压数据对应的贴合压力与测量得到的用户的贴合压力较为接近，因此可以将测量得到的贴合压力近似看作所述目标血压数据对应的贴合压力。具体的，例如可以是所述目标血压数据对应的贴合压力和所述压力信号对应的贴合压力之间的差值不大于压力差别阈值。所述压力差别阈值可以是预先设定的用于衡量两种贴合压力之间的最大差别程度的值。
上述利用血压测量模型求取血压值的计算过程可以是基于处理电路中预先设置的电路逻辑来实现，即由处理电路基于反射电信号、压力信号，利用所述血压测量模块获取所述目标用户的血压值。
实际应用中可以根据需求以及血压测量模型的具体设置情况，实现对于目标用户的血压值的测量，对此不做限制。
在确定目标血压数据后，可以根据测量得到的血管直径，在所述目标血压数据中匹配到对应的血管直径和血压，并将匹配得到的血压值作为用户的测量结果。
通过上述实施例的介绍，可以看出，所述血压测量装置通过预先设置针对于目标用户的血压测量模型，使得在获取到对应的反射电信号和压力信号后，可以将上述信号所对应的血管壁位置参数和压力值直接输入血压测量模型，从而在考虑装置对皮肤所施加的压力的影响的情况下，快速准确地确定对于所述目标用户的血压值，从而实现对血压的准确测量，减小测量过程中的误差，保障了用户能够有效对自身的健康程度进行监控。
基于图1所对应的血压测量装置，本说明书实施例还提出一种血压测量方法。如图16所示，所述血压测量方法可以包括以下具体步骤。
S1610：基于预设信号周期发射探测信号；所述预设信号周期包括实现单次探测信号发射和反射信号接收的周期。
生物信号传感模块可以向测量区域发射探测信号。测量区域可以是能够对动脉进行测量的相应肢体区域。探测信号可以被动脉所反射，从而能够根据反射得到的信号参数实现血管壁位置的探测。对于所述生物信号传感模块的具体介绍可以参照装置部分的描述，在此不再赘述。
在一些实施方式中，所述生物信号传感模块也可以是在信号驱动模块的驱动下发射所述探测信号。对于所述信号驱动模块的介绍可以参照装置部分的描述，在此不再赘述。
S1620：接收反射信号并生成对应的反射电信号。
生物信号传感模块在接收到反射的探测信号后，可以根据反射的探测信号生成相应的反射电信号。反射电信号可以用于反映反射信号的频率、幅值等参数。由于所反射的探测信号中至少包含有一个是由测量区域中的血管所反射，因此可以根据所述反射电信号实现对血管壁位置的准确检测。具体的生成电信号的过程可以基于实际应用的需要进行设置，在此不再赘述。
S1630：生成压力信号；所述压力信号用于表示生物信号传感模块与测量区域之间的压力。
压力传感模块用于获取生物信号传感模块与测量区域之间的压力，并基于感测到的压力生成对应的压力信号。所述压力传感模块中可以包含有压力敏感元件，所述压力敏感元件在受到压力作用的情况下，根据压力的大小可以相应地改变自身的性质，从而能够根据其性质的变化情况实现对压力的测量。例如，所述压力敏感元件可以根据压力的大小改变自身的电阻值，或基于对应于压力的压电效应实现对压力的测量。具体的测量方式可以根据实际应用中压力传感模块的类别和工作原理进行设置。
在所述血压测量时段内，所述生物信号传感模块与测量区域之间可以存在有随时间递增或递减的压力。基于本实施例中的测量方法，其原理即在于通过施加不同的压力，来改变血管本身的形态，使得血管在压力的作用下在正常形态与完全压合的形态之间变换，并通过测量与压力相对应的血管壁位置以及血流通过量实现对于血压的测量。因此，通过控制压力递增或递减，并在该时段内进行反射电信号和压力信号的获取，对反射电信号进行分析，能够获取到较好的探测效果。
生物信号传感模块在生成所述反射电信号后，可以将所述反射电信号发送至处理电路进行处理。
在一些实施方式中，所述装置中包含有信号处理模块的情况下，也可以是经由所述信号处理模块对反射电信号进行处理后再发送至处理电路。具体的对于所述信号处理模块的描述可以参照装置部分的描述，在此不再赘述。
相应的，压力传感模块也可以将所述压力信号发送至处理电路。
在一些实施方式中，所述装置中包含有信号处理模块的情况下，也可以是经由所述信号处理模块对压力信号进行处理后再发送至处理电路。具体的对于所述信号处理模块的描述可以参照装置部分的描述，在此不再赘述。
S1640：根据所述压力信号，在所述反射电信号中选取处于预设压力区间的目标信号。
在生物信号传感模块与测量区域之间的压力变化的情况下，可以基于预设压力区间选取目标信号。预设压力区间可以是预先设置的一个压力区间，该压力区间用于涵盖测量血压最为准确的压力点，相应的，基于所述预设压力区间所选取的目标信号中包含有能够准确反映用户血压的反射电信号，从而能够基于所述目标信号实现较为准确的血压测量。
S1650：利用所述目标信号计算血压值。
所述处理电路可以根据所述反射信号参数构建血管壁位置拟合曲线，并从所述血管壁位置拟合曲线中识别血压值。
如图12所示，为压力和血管管壁波动幅度随时间变化的示意图。在压力随时间递增的情况下，血管管壁波动幅度也随压力的改变而改变。获取血管壁位置对应于时间的变化情况的方式可以如图12所示，基于这些幅度的峰值进行拟合，可以得到相应的血管壁波动幅度包络曲线。所述血管壁波动幅度包络曲线的峰值即为血管壁位置波动的最大值，根据血管壁位置的波动情况能够获取到血压值。
相应的，当压力随时间递减的情况下，血管管壁波动幅度也随压力的改变而改变，此时获取血管壁位置对应于时间的变化情况的方式与图12类似，基于这些幅度的峰值进行拟合，同样可以得到相应的血管壁波动幅度包络曲线，进而获取到血压值。
具体的，在本实施例中，所述处理电路可以根据预设的处理逻辑，将反射电信号转化为对应的血管壁位置后，根据所述血管壁位置拟合得到对应的血管壁波动幅度包络曲线。
在实际应用中，当获取到所述血管壁波动幅度包络曲线后，基于曲线中的相应特征信息，可以首先血压值的求取。
在一些实施方式中，可以利用固定比率计算法实现血压值的求取。结合图13A对该方法进行说明。图13A中的折线用于表示生物信号传感模块相较于测量区域的压力变化情况，柱状图分别表示测量得到的各个预设信号周期内的血管壁波动幅度。图13A是压力逐渐递减的过程，可以看出，柱状图构成的包络曲线存在有峰值点O(M)。当压力为PS时，在柱状图构成的包络曲线的上升沿上，血管壁波动幅度存在一个突变的特征点O(S)，该点可以对应于舒张压；相应的，当压力为PD时，在包络曲线的下降沿上，血管壁波动幅度同样存在一个突变的特征点O(D)，该点可以对应于收缩压。
图13B是生物信号传感模块相较于测量区域之间压力逐渐增大的过程，与图13A中的变化过程存在有类似的对应关系，在此不再赘述。
而在利用固定比例计算法进行血压值的求取时，可以先从血管管壁波动幅度包络曲线中确定曲线峰值点，即曲线中对应的血管壁波动幅度最大的点。基于该点所对应的幅值和预先设置的特征点比例可以分别在曲线的上升沿和下降沿上确定舒张压特征点和收缩压特征点。所述特征点比例分别用于表示舒张压特征点对应的血管壁波动幅度相较于曲线峰值点对应的血管壁波动幅度的比例，以及收缩压特征点对应的血管壁波动幅度相较于曲线峰值点对应的血管壁波动幅度的比例。
具体的，所述舒张压特征点相较于曲线峰值点的特征点比例对应的范围包括0.45至0.85；所述收缩压特征点相较于曲线峰值点的特征点比例对应的范围包括0.35至0.65，即符合公式
式中，yS为收缩压特征点对应的血管壁波动幅度，yD为舒张压特征点对应的血管壁波动幅度，yM为曲线峰值点对应的血管壁波动幅度。
基于所述特征点比例确定舒张压特征点、收缩压特征点后，可以根据这些特征点所分别对应的压力信号确定血压值，具体的，所述舒张压特征点对应的压力信号的压力值可以表示舒张压，所述收缩压特征点对应的压力信号的压力值可以表示收缩压。
在一些实施方式中，也可以利用微分特征点法来获取血压值。具体的，在获取到血管壁位置拟合曲线后，由于所述血管壁位置拟合曲线一般为连续的曲线，因此可以针对所述血管壁位置拟合曲线求取微分得到微分曲线。基于所述微分曲线中各点的值，从中识别特征点。这些特征点可以包括对应于微分曲线最大值的微分最大值点，对应于微分曲线最小值的微分最小值点，以及值为零的微分零值点。相应的，可以将微分最大值点对应的压力作为舒张压，将微分最小值点对应的压力作为收缩压，将微分零值点对应的压力作为平均动脉压。
基于上述血压测量方法，本说明书还提出一种血压测量方法的实施流程。如图17所示，在实际应用中，当用户放置检测装置并施加有一定压力的情况下，利用该装置获取超声数据。处理电路根据超声数据判断放置位置、初始压力、按压角度是否正确，在不正确的情况下，提示用户调整放置位置和/或初始压力和/或按压角度，直至上述参数均正确为止。此时，装置提示用户正式测量开始，并提示用户改变按压压力，同时获取超声数据。根据用户所施加的压力，判断压力改变速率是否恰当。若当前压力改变速率不够恰当，则可以提示用户调整压力改变速率并重新获取超声数据。若压力改变速率恰当，则根据超声数据实时更新血管壁包络并提示用户改变按压压力。若在完成测量后已经获取完整的血管壁包络信息，则计算并输出血压值。若未获得完整的血管壁包络信息，则重复正式测量的步骤直至能够计算并输出血压值为止。
通过上述实施方式，保证了用户测量时检测装置与测量区域之间的匹配程度，保证了所发出的探测信号能够准确发送至血管，提高了测量结果的准确性。
基于图14所对应的血压测量装置，本说明书实施例还提出一种血压测量方法。如图18所示，所述血压测量方法可以包括以下具体实施步骤。
S1810：发射探测信号。
对于该步骤的描述可以参照步骤S1610中的描述，在此不再赘述。
S1820：接收反射信号并生成对应的反射电信号。
对于该步骤的描述可以参照步骤S1620中的描述，在此不再赘述。
S1830：生成压力信号；所述压力信号表示生物信号传感模块与测量区域之间的压力。
对于该步骤的描述可以参照步骤S1630中的描述，在此不再赘述。
S1840：基于反射电信号、压力信号，利用所述血压测量模块获取所述目标用户的血压值；所述血压测量模型用于描述所述目标用户的血压、血管壁位置与压力信号之间的变化关系。
在一些实施方式中，所述血压测量模型可以用于描述血压、血管壁位置和压力信号在连续变化的情况下，上述参数之间的对应关系的模型。相应的，在需要获取测量结果时，处理电路在将反射电信号转化为血管壁位置参数，以及确定压力信号所对应的压力后，可以将血管壁位置参数和压力值输入血压测量模型，由血压测量模型输出对应于所述目标用户的血压值。
具体的，获取所述血压测量模型的方式可以是在至少两个外加压力下，分别获取对应于所述目标用户的血压样本数据和血管直径样本数据，再利用所述血压样本数据和血管直径样本数据确定血压直径关系；所述血压直径关系用于描述在对应的外加压力下血压和血管直径之间的对应关系。如图15所示，为在F1、F2、Fn这三个不同压力下血管直径与贴合压力之间的关系曲线。之后可以利用各个血压直径关系拟合得到所述血压测量模型。
利用一个具体的示例对获取所述血压测量模型的过程进行说明，对应于目标用户，先利用标准血压计测量用户的血压值，再将外界压力稳定在F1状态下，依次对血管直径进行测量，获取在F1状态下血压与血管直径之间的关系P＝g1(D)，式中，P为血压，D为血管直径；之后，可以在外界压力稳定在F2状态下，依次对血管直径进行测量，获取在F2状态下血压与血管直径之间的关系P＝g2(D)，以此类推，依次获取至第n(n＞＞2)个外界压力状态下的血压与血管直径之间的关系P＝gn(D)。根据上述不同压力状态下的关系式，拟合得到对应于所述目标用户的一般状态下的关系式P＝g(D,F)。在获取到贴合压力F之后，根据上述一般状态下的关系式，确定出对应于所述贴合压力F的关系式P＝gx(D)，再将测量得到的血管直径D带入，得到对应于目标用户当前测量时刻的血压值。
在另一些实施方式中，所述血压测量模型也可以是对应于目标用户的至少两组血压数据，每组血压数据中均包含在一定的外加压力下目标用户的血管直径和血压之间的对应关系。在获取到测量得到的用户的血管直径和贴合压力后，可以从所述至少两组血压数据中选取出一组目标血压数据。所述目标血压数据对应的贴合压力与测量得到的用户的贴合压力较为接近，因此可以将测量得到的贴合压力近似看作所述目标血压数据对应的贴合压力。具体的，例如可以是所述目标血压数据对应的贴合压力和所述压力信号对应的贴合压力之间的差值不大于压力差别阈值。所述压力差别阈值可以是预先设定的用于衡量两种贴合压力之间的最大差别程度的值。
上述利用血压测量模型求取血压值的计算过程可以是基于处理电路中预先设置的电路逻辑来实现，即由处理电路基于反射电信号、压力信号，利用所述血压测量模块获取所述目标用户的血压值。
实际应用中可以根据需求以及血压测量模型的具体设置情况，实现对于目标用户的血压值的测量，对此不做限制。
在确定目标血压数据后，可以根据测量得到的血管直径，在所述目标血压数据中匹配到对应的血管直径和血压，并将匹配得到的血压值作为用户的测量结果。
虽然上文描述的过程流程包括以特定顺序出现的多个操作，但是，应当清楚了解，这些过程可以包括更多或更少的操作，这些操作可以顺序执行或并行执行(例如使用并行处理器或多线程环境)。
本申请是参照根据本说明书实施例的方法、设备(系统)、和计算机程序产品的流程图和/或方框图来描述的。应理解可由计算机程序指令实现流程图和/或方框图中的每一流程和/或方框、以及流程图和/或方框图中的流程和/或方框的结合。可提供这些计算机程序指令到通用计算机、专用计算机、嵌入式处理机或其他可编程数据处理设备的处理器以产生一个机器，使得通过计算机或其他可编程数据处理设备的处理器执行的指令产生用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的装置。
这些计算机程序指令也可存储在能引导计算机或其他可编程数据处理设备以特定方式工作的计算机可读存储器中，使得存储在该计算机可读存储器中的指令产生包括指令装置的制造品，该指令装置实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能。
这些计算机程序指令也可装载到计算机或其他可编程数据处理设备上，使得在计算机或其他可编程设备上执行一系列操作步骤以产生计算机实现的处理，从而在计算机或其他可编程设备上执行的指令提供用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的步骤。
在一个典型的配置中，计算设备包括一个或多个处理器(CPU)、输入/输出接口、网络接口和内存。
内存可能包括计算机可读介质中的非永久性存储器，随机存取存储器(RAM)和/或非易失性内存等形式，如只读存储器(ROM)或闪存(flash RAM)。内存是计算机可读介质的示例。
计算机可读介质包括永久性和非永久性、可移动和非可移动媒体可以由任何方法或技术来实现信息存储。信息可以是计算机可读指令、数据结构、程序的模块或其他数据。计算机的存储介质的例子包括，但不限于相变内存(PRAM)、静态随机存取存储器(SRAM)、动态随机存取存储器(DRAM)、其他类型的随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)、快闪记忆体或其他内存技术、只读光盘只读存储器(CD-ROM)、数字多功能光盘(DVD)或其他光学存储、磁盒式磁带，磁带磁磁盘存储或其他磁性存储设备或任何其他非传输介质，可用于存储可以被计算设备访问的信息。按照本文中的界定，计算机可读介质不包括暂存电脑可读媒体(transitory media)，如调制的数据信号和载波。
本领域技术人员应明白，本说明书的实施例可提供为方法、系统或计算机程序产品。因此，本说明书实施例可采用完全硬件实施例、完全软件实施例或结合软件和硬件方面的实施例的形式。而且，本说明书实施例可采用在一个或多个其中包含有计算机可用程序代码的计算机可用存储介质(包括但不限于磁盘存储器、CD-ROM、光学存储器等)上实施的计算机程序产品的形式。
本说明书实施例可以在由计算机执行的计算机可执行指令的一般上下文中描述，例如程序模块。一般地，程序模块包括执行特定任务或实现特定抽象数据类型的例程、程序、对象、组件、数据结构等等。也可以在分布式计算环境中实践本说明书实施例，在这些分布式计算环境中，由通过通信网络而被连接的远程处理设备来执行任务。在分布式计算环境中，程序模块可以位于包括存储设备在内的本地和远程计算机存储介质中。
本说明书中的各个实施例均采用递进的方式描述，各个实施例之间相同相似的部分互相参见即可，每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处。尤其，对于系统实施例而言，由于其基本相似于方法实施例，所以描述的比较简单，相关之处参见方法实施例的部分说明即可。在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本说明书实施例的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不必须针对的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。此外，在不相互矛盾的情况下，本领域的技术人员可以将本说明书中描述的不同实施例或示例以及不同实施例或示例的特征进行结合和组合。
以上所述仅为本申请的实施例而已，并不用于限制本申请。对于本领域技术人员来说，本申请可以有各种更改和变化。凡在本申请的精神和原理之内所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请的权利要求范围之内。
Claims (25)
1.一种血压测量装置，其特征在于，包括生物信号传感模块、压力传感模块和处理电路；
所述生物信号传感模块用于在预设信号周期内发射探测信号以及接收反射信号并生成对应的反射电信号；所述预设信号周期包括实现单次探测信号发射和反射信号接收的周期；
所述压力传感模块用于生成压力信号；所述压力信号表示生物信号传感模块与测量区域之间的压力；
所述处理电路，用于根据所述压力信号，在所述反射电信号中选取处于预设压力区间的目标信号，并利用所述目标信号计算血压值。
2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述反射电信号在不同的预设信号周期分别对应有反射信号参数；所述反射信号参数包括反射信号幅值。
3.如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述利用所述目标信号计算血压值，包括：
利用所述目标信号的反射信号参数确定血管壁位置；
根据所述目标信号对应的压力信号确定压力值；
基于所述血管壁位置和压力值构造血管壁位置拟合曲线；所述血管壁位置拟合曲线用于反映血管壁位置随压力值的变化情况；
从所述血管壁位置拟合曲线中识别血压值。
4.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述从所述血管壁位置拟合曲线中识别血压值，包括：
确定所述血管壁位置拟合曲线中的曲线峰值点；
基于曲线峰值点和特征点比例从所述血管壁位置拟合曲线中识别舒张压特征点和收缩压特征点；所述特征点比例用于表示舒张压特征点和/或收缩压特征点对应的血管壁波动幅度相较于曲线峰值点对应的血管壁波动幅度的比例；
基于所述舒张压特征点、收缩压特征点和对应的压力信号确定血压值；所述血压值包括舒张压和收缩压。
5.如权利要求4所述的装置，其特征在于，所述舒张压特征点相较于曲线峰值点的特征点比例对应的范围包括0.45至0.85；所述收缩压特征点相较于曲线峰值点的特征点比例对应的范围包括0.35至0.65。
6.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述从所述血管壁位置拟合曲线中识别血压值，包括：
针对所述血管壁位置拟合曲线求取微分得到微分曲线；
从所述微分曲线中识别特征点；所述特征点包括微分最大值点、微分最小值点和微分零值点中的至少一种；
根据所述特征点所对应的压力确定血压值；所述血压值包括舒张压、收缩压和平均动脉压中的至少一种。
7.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述生物信号传感模块包括由至少两个信号传感单元构成的信号传感单元阵列；所述信号传感单元用于分别向测量区域发射探测信号；所述信号传感单元还用于接收测量区域反射的探测信号并生成对应的反射电信号。
8.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述生物信号传感模块为发出超声波探测信号的超声换能器单元或发出探测光信号的光传感模块或发出反射电信号的电传感模块。
9.如权利要求8所述的装置，其特征在于，在所述信号传感单元为发出超声波探测信号的超声换能器单元的情况下，所述超声换能器单元依据与待测区域的距离依次由皮肤耦合层、匹配层、顶电极、压电材料层和底电极构成；
所述皮肤耦合层用于加强超声换能器单元与测量区域的皮肤之间的贴合效果；
所述匹配层用于将超声换能器向测量区域发射的探测信号转换为高强度窄声波脉冲；
所述顶电极、压电材料层和底电极用于将电能转换为超声机械能。
10.如权利要求9所述的装置，其特征在于，所述顶电极、压电材料层和底电极之间为平行电极结构、翻边电极结构和打孔翻边电极结构中的一种结构；
所述平行电极结构下，顶电极和底电极分别位于压电材料层的两侧；
所述翻边电极结构下，顶电极经由压电材料层的侧边延伸至对应于底电极的一侧，并与所述底电极之间通过绝缘带实现电气绝缘；
所述打孔翻边电极结构下，所述顶电极贯穿压电材料层延伸至对应于底电极的一侧，并与所述底电极之间通过绝缘带实现电气绝缘。
11.如权利要求8所述的装置，其特征在于，所述超声换能器单元的长度和/或宽度尺寸为0.5-10mm，厚度尺寸为0.1-5mm。
12.如权利要求7所述的装置，其特征在于，所述信号传感单元陈列包括直线阵列、矩形阵列、圆形阵列和椭圆阵列中的至少一种；
所述信号传感单元阵列中的信号传感单元之间的间距为0.5-2mm。
13.如权利要求7所述的装置，其特征在于，所述信号传感单元阵列包括1-3型超声换能器阵列，所述信号传感单元阵列基于与测量区域之间的距离依次由皮肤耦合层、匹配层、顶电极、PZT-聚合物复合材料层和底电极构成；
所述皮肤耦合层用于加强超声换能器单元与测量区域的皮肤之间的贴合效果；
所述匹配层用于将超声换能器向测量区域发射的探测信号转换为高强度窄声波脉冲；
所述PZT-聚合物复合材料层中包括至少两个PZT压电陶瓷柱；所述PZT压电陶瓷柱分别贴合有底电极；所述PZT压电陶瓷柱用于构成所述信号传感单元阵列中的信号传感单元。
14.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述血压测量装置还包括信号驱动模块；所述信号驱动模块驱动所述生物信号传感模块发出探测信号；所述信号驱动模块还用于调节生物信号传感模块发出的探测信号的信号参数；所述信号参数包括信号频率、信号幅度、脉冲信号周期、填充信号个数中的至少一种。
15.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述血压测量装置还包括信号采集模块；所述信号采集模块用于获取所述反射电信号，并对所述反射电信号进行模数转换生成反射数字信号；所述信号采集模块还用于发送所述反射数字信号至处理电路；
相应的，所述处理电路根据所述反射数字信号和压力信号计算血压值。
16.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述在预设信号周期内发射探测信号，包括：
基于预设驱动顺序按照轮流循环的方式依次驱动各个信号传感单元发射探测信号；其中，各个信号传感单元具有独立的发射信号和接收信号的周期，或，
驱动至少两个信号传感单元以配合工作形式发射探测信号；其中，包括：在一次信号周期内驱动至少一个信号传感单元发射探测信号，并由至少两个信号传感单元接收反射的探测信号。
17.如权利要求16所述的装置，其特征在于，所述生物信号传感模块放置于测量区域上；所述驱动至少两个信号传感单元以配合工作形式发射探测信号，包括：
根据不同信号传感单元接收反射的探测信号的信号接收时延，计算生物信号传感模块与动脉血管之间的夹角；
基于所述生物信号传感模块与动脉血管之间的夹角在目标测量区域内提示用户调整角度；所述目标测量区域中包括的动脉血管反射至少一个信号传感单元所发出的探测信号。
18.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述预设信号周期包括激励时段、感应时段和待机时段中的至少一种；
所述生物信号传感模块在所述激励时段内发出的探测信号为正弦波或方波；所述正弦波或方波的频率与信号传感单元中心频率之间的差值不大于频率调节阈值；
所述生物信号传感模块在所述感应时段内接收反射的探测信号；
所述生物信号传感模块在所述待机时段内处于待机状态。
19.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置还包括压力提醒模块；所述压力传感模块将压力信号实时发送至处理电路；
所述处理电路基于所述压力信号对应的压力值与预设压力区间之间的差异程度生成提醒信号，并将所述提醒信号发送至压力提醒模块；
所述压力提醒模块用于根据提醒信号输出压力调节信息至用户；所述压力调节信息用于提示用户调节生物信号传感模块与测量区域之间的压力。
20.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述处理电路还用于根据对应于所述血压测量时段的反射电信号确定心率值。
21.一种血压测量方法，其特征在于，包括：
基于预设信号周期发射探测信号；所述预设信号周期包括实现单次探测信号发射和反射信号接收的周期；
接收反射信号并生成对应的反射电信号；
生成压力信号；所述压力信号用于表示生物信号传感模块与测量区域之间的压力；
根据所述压力信号，在所述反射电信号中选取处于预设压力区间的目标信号；
利用所述目标信号计算血压值。
22.一种血压测量装置，其特征在于，所述装置包括生物信号传感模块、压力传感模块，存储器和处理电路；
所述生物信号传感模块用于发射探测信号，以及接收反射信号并生成对应的反射电信号；
所述压力传感模块用于生成压力信号；所述压力信号表示生物信号传感模块与测量区域之间的压力；
所述存储器，存储有对应于目标用户的血压测量模型；所述血压测量模型用于描述所述目标用户的血压、血管壁位置与压力信号之间的变化关系；
所述处理电路，用于基于反射电信号、压力信号，利用所述血压测量模块获取所述目标用户的血压值。
23.如权利要求22所述的装置，其特征在于，所述血压测量模型，通过以下方式获取：
在血压测量装置和待测区域之间为至少两个不同的施加压力的情况下，分别获取目标用户的血压样本数据和血管壁位置样本数据；
利用所述血压样本数据和血管壁位置样本数据分别确定血压位置关系；所述血压位置关系用于描述在各个施加压力下血压和血管壁位置之间的对应关系；
拟合各个血压位置关系得到所述血压测量模型。
24.如权利要求22所述的装置，其特征在于，所述血压测量模型包括所述目标用户的至少两组血压位置关系；所述血压位置关系包括在生物信号传感模块和待测区域之间分别施加不同压力的情况下，所述目标用户的血管壁位置和血压的对应关系；
所述处理电路，用于从所述至少两组血压位置关系中选取对应于所述压力信号的目标血压位置关系；所述目标血压位置关系对应的压力与所述压力信号对应的压力的差值不大于压力差别阈值；还用于根据所述目标血压位置关系和所述反射电信号确定血压值。
25.一种血压测量方法，其特征在于，包括：
发射探测信号；
接收反射信号并生成对应的反射电信号；
生成压力信号；所述压力信号表示生物信号传感模块与测量区域之间的压力；
基于反射电信号、压力信号，利用所述血压测量模块获取目标用户的血压值；所述血压测量模型用于描述所述目标用户的血压、血管壁位置与压力信号之间的变化关系。
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
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| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
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