CN115227219A - 一种血压测量装置 - Google Patents

Abstract

本说明书实施例提供一种血压测量装置。所述装置包括压力传感模块、生物信号传感模块和处理电路；所述压力传感模块包括至少两段压条和压力传感器；所述压条凸设在血压测量装置与探测面之间；所述压力传感器设置在所述压条上，用于根据与探测面之间的压力生成压力信号；所述生物信号传感模块设置于所述至少两段压条之间，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；所述处理电路，用于根据所述反射电信号和压力信号计算血压值。上述装置保证了在利用便携式血压测量装置进行测量时，能够有效对测量区域内的血管进行有效压合，且不会因为压力过大造成一些部件被挤压弯曲，确保了测量结果的准确性，提升了用户的使用体验。

Description

一种血压测量装置

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。

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。不同于传统的袖带式血压计，目前已经存在体积较小的便携式血压计，或是直接血压测量模块集成至手机、智能穿戴设备中，使得用户能够方便自主地完成血压的测量。

而基于血压的测量原理，在血压的测量过程中需要保证当施加压力较大时有效对血管进行压合，使得血管处于完全闭合的状态。而在利用上述便携式测量装置进行测量时，由于便携式测量装置与体表的接触面较小，使得在加压过程中不容易按压血管至完全闭合。若施压过大，甚至可能会便携式测量装置自身的结构造成影响，从而降低测量结果的准确性。因此，目前亟需一种在血压测量过程中能够轻松有效地对血管进行压合，从而方便准确地实现血压测量的装置。

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，以解决如何轻松有效地对血管进行压合，从而方便准确地实现血压测量的技术问题。

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，包括压力传感模块、生物信号传感模块和处理电路；所述压力传感模块包括至少两段压条和压力传感器；所述压条凸设在血压测量装置与探测面之间；所述压力传感器设置在所述压条上，用于根据与探测面之间的压力生成压力信号；所述生物信号传感模块设置于所述至少两段压条之间，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；所述处理电路，用于根据所述反射电信号和压力信号计算血压值。

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在压力传感模块中设置压条，保证基于压条能够有效对测量区域内的血管进行有效压合，保证了血压测量的有效进行。此外，通过将生物信号传感模块设置在至少两段压条之间，保证被压合的血管位于生物信号传感模块的测量范围之内，进而能够通过处理电路根据反射电信号和压力信号有效计算血压值。通过上述实施例，保证了在利用便携式血压测量装置进行测量时，能够有效对测量区域内的血管进行有效压合，且不会因为压力过大造成一些部件被挤压弯曲，确保了测量结果的准确性，提升了用户的使用体验。

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模块图；

图2为本说明书实施例一种基于压条对血管进行压合的示意图；

图3A为本说明书实施例一种具有孔隙结构的压条的结构示意图；

图3B为本说明书实施例一种具有孔隙结构的压条的结构示意图；

图3C为本说明书实施例一种具有孔隙结构的压条的结构示意图；

图4为本说明书实施例一种压力传感模块的结构示意图；

图5为本说明书实施例一种压力传感模块的结构示意图；

图6为本说明书实施例一种生物信号传感模块和压力传感模块的结构示意图；

图7A为本说明书实施例一种信号传感单元阵列的示意图；

图7B为本说明书实施例一种信号传感单元阵列的示意图；

图7C为本说明书实施例一种信号传感单元阵列的示意图；

图7D为本说明书实施例一种信号传感单元阵列的示意图；

图8为本说明书实施例一种预设信号周期的示意图；

图9为本说明书实施例一种回波信号的波形示意图；

图10为本说明书实施例一种超声换能器的结构示意图；

图11A为本说明书实施例一种超声换能器的结构示意图；

图11B为本说明书实施例一种超声换能器的结构示意图；

图12A为本说明书实施例一种平行电极结构的示意图；

图12B为本说明书实施例一种翻边电极结构的示意图；

图12C为本说明书实施例一种打孔电极结构的示意图；

图13A为本说明书实施例一种1-3型超声换能器的结构示意图；

图13B为本说明书实施例一种1-3型超声换能器的结构示意图；

图14为本说明书实施例一种血压测量装置的模块示意图；

图15为本说明书实施例一种压力曲线偏差关系的示意图；

图16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17A为本说明书实施例一种生物信号传感模块相较于测量区域的压力变化情况的示意图；

图17B为本说明书实施例一种生物信号传感模块相较于测量区域的压力变化情况的示意图；

图18为本说明书实施例一种不同压力下血管直径与贴合压力之间的关系曲线的示意图；

图19为本说明书实施例一种血压测量装置集成方式的示意图。

附图标记说明：100、血压测量装置；110、压力传感模块；111、压条；112、压力传感器；120、生物信号传感模块；130、处理电路。

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。

为了更好地理解本申请的发明构思，首先对血压测量的原理进行介绍。在基于体表施加一定压力时，测量部位内的血管波动幅度会在压力的作用下产生变化。而在血管在外界压力作用下至血管完全闭合的过程中，测量得到的血管壁的波动幅度或其他对应参数，会在施压大小等于舒张压和收缩压时产生拐点或突变。因此，控制施加压力逐渐增大或由初始时刻较大的压力开始逐渐减小，通过分析血管壁波动幅度的变化情况，结合与施加压力之间的对应关系，即可确定测量用户的收缩压和舒张压。

结合上述测量过程的介绍，测量过程中必须要保证在施加较大压力时，血管能够完全闭合。传统的袖带法进行血压测量时，由于袖带体积较大，相应的也具有较大的覆盖面，在对袖带进行充气后，能够在较大范围内有效对血管壁进行施压，从而保证覆盖区域内的血管能够完全闭合。但是在将血压测量装置集成在用户终端、智能穿戴设备等便携式设备中时，受限于便携式设备的体积大小，在进行血压测量时无法覆盖较大的范围。在按压面积较小的情况下，容易出现无法将血压按压至完全闭合的情况。若施加较大的按压压力，即使能够将血压按压至完全闭合，但由于所施加的压力同时也会作用到测量装置的生物传感模块上，容易导致生物传感装置弯曲及边缘翘起，进而无法有效提取相应信号，同样会影响测量结果的准确性。

因此，为了解决上述技术问题，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可以包括压力传感模块110、生物信号传感模块120和处理电路130。

压力传感模块110用于根据与探测面之间的压力生成压力信号，压力信号可以用于反映压力传感模块110和探测面之间的压力大小。在生物信号传感模块120可以针对血管进行测量的情况下，结合对应的压力大小可以有效分析得出用户的血压值。

具体的，压力传感模块110可以包括至少两段压条111和设置于压条111上的压力传感器112。

压条111是凸设在血压测量装置100外表面的组件，其作用在于对用户的血管进行有效压合。具体的，压条111设置在血压测量装置100和探测面之间，探测面即为需要放置血压测量装置进行血压测量的人体表面，例如，当血压测量装置100集成在智能手表上时，压条111可以设置在表带的内侧。实际应用中可以基于血压测量装置100在测量血压时的放置位置对压条111的设置区域进行调整，并不限于上述示例，在此不再赘述。

由于压条111为凸出设置在血压测量装置100外表面的条状组件，优选的，压条111的长边与血管相垂直。当用户基于血压测量装置100施加压力时，一般情况下血压测量装置100与测量区域的接触面即为压条111与测量区域的接触面。在减小接触面积的情况下，相同压力下更容易对血管进行压合。

在压力传感模块110中包括至少两段压条111的情况下，所述至少两段压条111之间相互平行，且都垂直于血管方向。具体的，压条111的设置位置使得在利用所述血压测量装置进行测量时，至少两段压条分别处于近心端和远心端，进而使得这两段压条能够有效对血管进行压合。在压条111之间间隔一段距离的情况下，能够保证两段压条111之间所对应的血管被有效压合，如图2所示，为压条对动脉进行压合的示意图，其中，两段压条相互平行，且分别位于近心端和远心端，使得当向血压测量装置100施加压力P时，基于压条111所施加的压力能够有效对皮肤下的动脉进行压合，从而保证测量结果的准确性。

在一些实施方式中，为了优化用户测量血压时的使用体验，压条111可以是柔性材料，例如，压条111可以基于硅胶和/或橡胶制成。优选的，硅胶中的气象硅胶由于具有高弹性的特点，在能够有效对用户血管进行压合的同时，也能够改善按压过程中用户的舒适程度，更适合作为压条111的构成材料。实际应用中也可以选取其他类型的柔性材料构成压条111，对此不做限制。

基于上述实施方式，当压条111采用柔性材料时，用户施加压力时可能会出现压条111上受力不均，从而造成压条111上不同位置所施加压力不同的情况。为了解决这一问题，压条111的内部和/或表面可以设置为孔隙结构，孔隙结构可以是通孔，也可以是非通孔。如图3A所示，为仅在压条111的内部设置孔隙结构的示意图；如图3B所示，为仅在压条111的表面设置孔隙结构的示意图；如图3C所示，为同事在压条111的内部和表面设置孔隙结构的示意图，其中，表面的孔隙结构和内部的孔隙结构间错分布。上述示意图中的孔隙结构都是在压条111上均匀分布，实际应用中也可以将孔隙结构不规则地随机分布在压条111上，对此不做限制。

由于在具体的信号处理过程中，需要结合血管壁测量结果和压力数据计算出用户的血压值，因此，为了获取对应的压力值，在压条111上还设置有压力传感器112。所述压力传感器112位于压条111直接与测量区域接触的一面上，从而保证测量结果符合实际的压力值。如图4所示，为压力传感模块110的整体结构示意图，其中，压条111设置在血压测量装置100的外表面上，压力传感器112设置在压条111上。

由于在实际过程中，为了保证测量得到的压力值的准确性，压力传感器112需要得到刚性材料的支撑。若直接将压力传感器112设置在压条111上，由于压条111为柔性材料，无法满足支撑需求。因此，压力传感器112和压条111之间可以通过刚性材料进行连接，如图5所示。其中，所述刚性材料包括PCB、FPC、补强钢板中的至少一种，例如可以是PCB+补强钢板或FPC加补强钢板的组合，以起到对应的连接和机械固定的作用。

压力传感器112可以根据所受压力的大小相应地改变自身的性质，进而能够通过性质的变化情况实现对压力的测量。例如，压力传感器112可以根据所受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110的类别和工作原理进行设置，在此不再赘述。

具体的，例如，所述压力传感器112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。不同类型的压力传感器112可以根据自身的特性相应地实现压力的测量。

在实际应用中，所述压力传感器112基于受力情况所产生的变化可能无法直接推出对应的压力值，因此，在一些实施例中，所述压力传感模块110还可以包括信号处理单元。所述信号处理单元可以根据压力传感器112与探测面之间的压力生成对应的压力信号。所述压力信号用于描述压力的大小等性质。所述压力信号在被传输至处理电路130后，能够由处理电路130利用所述压力信号获知压力传感模块110及对应的血压测量装置100或生物信号传感模块120与探测面之间的压力大小。

生物信号传感模块120用于发射探测信号。在生物信号传感模块120覆盖在测量区域上时，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，例如，所发射的探测信号基于测量区域内的血管壁进行反射。相应的，生物信号传感模块120还可以接收对应的反射信号，并基于反射信号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130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。

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130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。

所述生物信号传感模块120设置在压条111之间，例如，如图6所示，当存在两段压条111时，所述生物信号传感模块120可以设置在这两段压条111之间。由于压条111能够保证有效对血管进行压合，将生物信号传感模块120设置在压条111之间时，使得压合部分的血管即对应于生物信号传感模块120测量的血管部位，从而保证了实际应用中的测量效果。

由于生物信号传感模块120也是凸设在所述血压测量装置100的外表面，即生物信号传感模块120本身也有一定的高度。而本申请的技术目的在于利用压条111对用户的血管进行压合，为了实现这一技术目的，所述压力传感模块110向外凸出的高度大于生物信号传感模块120向外突出的高度。由于一般情况下压力传感模块110的高度主要取决于压条111的高度，因此可以通过调节压条111的高度来控制压力传感模块110的高度。

在一些具体的示例中，压条111的厚度可以高过生物传感装置0.5-3mm，相应的，压条111的厚度尺寸可以设置为0.5-10mm。实际应用中也可以根据需求对压条111的厚度尺寸进行相应调整，对此不做限制。

在一些实施方式中，所述生物信号传感模块120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7A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7B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7C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7D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。

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。

当所述生物信号传感模块120为传感器阵列结构时，所述传感器阵列结构的长边一般即与血管方向垂直。相应的，压条111也设置在传感器阵列结构的长边两侧，从而保证基于设置方向有效地对血管进行压合。优选的，所述压条111与所述传感器阵列结构的长边的方向平行。

相应的，为了防止在用户操作时，压条111按压区域并未覆盖生物信号传感模块120对应的区域，可以设置压条111的长度大于传感器阵列结构的长边长度。该处的压条111长度为压条111的长边长度。

具体的，可以将压条111的长度设置为5-30mm。实际应用中根据需求也可以对压条111的长度进行调整，对此不做限制。

在一些实施方式中，所述生物信号传感模块120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120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120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8所示，所述生物信号传感模块120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120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9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120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100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10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11A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11B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10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12A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12B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12C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120，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13A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13B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100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100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。

在一些实施方式中，所述血压测量装置100中还可以包含有信号驱动模块和生物信号采集模块，如图14所示。

其中，所述信号驱动模块驱动所述生物信号传感模块120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120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120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130。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120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f_s需大于两倍脉冲信号频率f_a，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/f_s，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f_s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130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130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130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130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9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9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9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。

在所述血压测量时段内，所述生物信号传感模块120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。

由于所述血压测量装置100为便携式的设备，在不设置额外的袖带等辅助加压模块的情况下，需要用户自身施加压力来实现整体的血压测量过程。为了保证用户的加压效果，所述装置还可以包括压力显示模块(未在附图中示出)。压力显示模块同样可以获取压力传感模块110生成的压力信号，基于压力信号计算得到对应的压力值，并将压力值展示给用户。

具体的压力值展示方式可以是按照压力随时间的变化过程将压力值以压力变化曲线的形式进行展示，也可以直接将压力值所对应的数值进行展示。实际应用中也可以通过其他方式展示压力值，并不限于上述示例。

在实际应用中，用户所施加的压力大小可能是从零逐渐提高了较大的压力值，或是从一个较大的压力值逐步减小为零，即施加压力覆盖一个很大的范围。而基于实际测量需求，可能只针对一定范围内的压力值和血管壁状况进行获取。因此，压力显示模块在获取到压力值后，可以判断压力值是否在有效施压范围内。有效施压范围可以是实际应用中用于求取血压值的数据所对应的压力范围，或是稍大的压力范围。

当压力值位于有效施压范围内时，压力显示模块可以展示对应的压力值；当压力值在有效施压范围之外时，压力显示模块可以不展示对应的压力值。通过这一实施方式，在测量过程中，当用户施加压力时，若没有从压力显示模块上查看到具体的压力值，则用户可以确定当前所施加的压力大小对于具体的血压测量过程没有帮助，可以提高升压/降压的速率；当从压力显示模块上查看到具体的压力值时，可以放慢升压/降压的速率。这样一来，能够加快完成血压测量，并保证血压测量结果的准确性。

在实际测量过程中，基于所述血压测量装置100进行血压测量时，需要由用户把控所施加的压力的变化情况，而压力变化速率对于用户来说是一个较为抽象的概念，即使能够将所施加的压力通过数值或曲线的方式展示给用户，用户可能也无法直接判断当前的压力变化速率是否合理。因此，针对这一问题，在一些实施方式中，所述血压测量装置100中可以预先存储有压力参考曲线。压力参考曲线用于描述测量过程中针对不同压力大小时的压力变化速率。例如，在压力大于0小于a时，压力随时间变化的速率为x；在压力大于a小于b时，压力随时间变化的速率为y；在压力大于b时，压力随时间变化的速率为z。

在实际测量过程中，压力显示模块在获取到压力值后，基于压力值可以构建对应的压力变化曲线。通过将压力变化曲线与所述压力参考曲线进行比较，可以确定压力值与压力参考曲线之间的偏差，即相较于正常测量时的压力变化速率，用户当前压力变化速率过快还是过慢。基于偏差关系，可以生成对应的提示信息，以提示用户调整压力来控制当前施加的压力值符合压力参考曲线所对应的压力随时间的变化趋势。提示信息例如可以是直接将当前压力值对应的压力变化曲线和压力参考曲线在显示屏幕上进行展示，也可以是通过语音播报的方式提醒用户加快或减慢压力变化速率。

利用一个具体的示例进行说明，如图15所示，可以将压力参考曲线直接在压力显示模块上进行展示。相应的，压力值所对应的曲线可以实时在显示屏幕内基于相同的坐标系进行延伸。用户可以直观地查看两条曲线之间的偏差，并基于偏差对所施加的压力进行调整，保证所施加的压力利于血压测量过程，进而提高测量结果的准确性。

实际应用中也可以通过其他方式来展示压力值与压力参考曲线的偏差关系，例如直接提示用户提高升压速度或是降低升压速度，并不限于上述示例，在此不再赘述。

如图16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16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。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16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130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17A对该方法进行说明。图17A中的折线用于表示生物信号传感模块120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17A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P_S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P_D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17A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P_S作为收缩压，将O(D)点对应的压力P_D作为舒张压。

图17B是生物信号传感模块120相较于测量区域之间压力逐渐增大的过程，与图17A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，y_S为收缩压特征点对应的血管壁波动幅度，y_D为舒张压特征点对应的血管壁波动幅度，y_M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。

在本说明书实施例中，还可以在血压测量装置100中设置存储器。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130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18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130中预先设置的电路逻辑来实现，即由处理电路130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。

所述血压测量装置100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19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100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100包含有生物信号传感模块120、压力传感模块110和处理电路130的情况下，所述生物信号传感模块120、压力传感模块110和处理电路130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100集成于智能手表上时，可以只将生物信号传感模块120和压力传感模块110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130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。

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压力传感模块中设置压条，保证基于压条能够有效对测量区域内的血管进行有效压合，保证了血压测量的有效进行。此外，通过将生物信号传感模块设置在至少两段压条之间，保证被压合的血管位于生物信号传感模块的测量范围之内，进而能够通过处理电路根据反射电信号和压力信号有效计算血压值。通过上述实施例，保证了在利用便携式血压测量装置进行测量时，能够有效对测量区域内的血管进行有效压合，且不会因为压力过大造成一些部件被挤压弯曲，确保了测量结果的准确性，提升了用户的使用体验。

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 (12)

1.一种血压测量装置，其特征在于，包括压力传感模块、生物信号传感模块和处理电路；

所述压力传感模块包括至少两段压条和压力传感器；所述压条凸设在血压测量装置与探测面之间；所述压力传感器设置在所述压条上，用于根据与探测面之间的压力生成压力信号；

所述生物信号传感模块设置于所述至少两段压条之间，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；

所述处理电路，用于根据所述反射电信号和压力信号计算血压值。

2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述压条的设置位置使得在利用所述血压测量装置进行测量时，至少两段压条分别处于近心端和远心端。

3.如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述生物信号传感模块包括传感器阵列结构；所述压条的长度大于或等于所述传感器阵列结构的长边长度。

4.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述压力传感模块向外凸出的高度大于所述生物信号传感模块向外凸出的高度。

5.如权利要求1-4中任一项所述的装置，其特征在于，所述压条的长度为5-30mm；所述压条的厚度为0.5-10mm。

6.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述压力传感器和压条之间通过刚性材料进行连接；所述刚性材料包括PCB、FPC、补强钢板中的至少一种。

7.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置还包括压力显示模块；所述压力显示模块用于获取所述压力信号，并展示所述压力信号对应的压力值。

8.如权利要求7所述的装置，其特征在于，所述压力显示模块用于在所述压力值处于有效施压范围内时，展示所述压力值。

9.如权利要求7所述的装置，其特征在于，所述压力显示模块用于根据所述压力值与压力参考曲线之间的偏差关系，生成并发出提示信息，以提示调整压力来控制所述压力值符合压力参考曲线所对应的压力随时间的变化趋势。

10.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述压条基于硅胶和/或橡胶构成。

11.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述压条的内部和/或外表面为孔隙结构。

12.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述根据所述反射电信号和压力信号计算血压值，包括：

利用所述反射电信号确定血管壁位置；

根据所述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。

Images