CN115778340A - 一种光电容积脉搏波测量方法及装置、血压测量装置 - Google Patents

Abstract

本申请提供一种光电容积脉搏波测量方法及装置、血压测量装置，涉及光电检测技术领域，包括检测部，压力传感器、压力调节器、处理器和光电容积脉搏波传感器，检测部内设置有气囊，用于形成末梢肢端测量部位的容纳空间；能够在加压状态下测量指端等肢体末梢血管的光电容积脉搏波信号，测得的光电容积脉搏波与指端等肢体末梢当前受到的压力值配对以计算血压值，具有良好的测量准确性，且使用舒适度较高，佩戴体验较好。

Description

一种光电容积脉搏波测量方法及装置、血压测量装置

技术领域

本申请涉及光电检测技术领域，具体涉及一种光电容积脉搏波测量方法及装置、血压测量装置。

背景技术

人体血压是指血管中脉动的血流对血管壁产生的侧向垂直于血管壁的压力，其中，压力的峰值为收缩压，也可称为高压，压力的谷值为舒张压，也可称为低压。血压是健康监测的一项重要指标，能够反映人体的健康状况，近年来随着人们对心脑血管疾病的预防、诊断和治疗的逐步重视，血压监测和管理成了中老年人群，特别是高血压患者的密切关注指标。

目前市场上的电子血压计大多是基于示波法原理设计的，示波法是根据心搏的血液动力学原理，在肱动脉血管通过外力压迫阻断血流后再逐渐减压使血流重新冲开血管流动的过程中，获取并记录与心搏同步的压力波动，根据压力波动的振幅与肱动脉血管处的压力之间的关系来计算血压。电子血压计具有测量稳定性好、操作简单、使用方便等优点。

由于压力波动的强度较小，为了保证压力波动检测以及血压值计算分析的准确性，通常应用示波法测量压力波动计算血压值的血压计都需要在肱动脉、股动脉处裹覆袖带进行加压测量，上臂测量肱动脉时，气囊加压压迫大动脉会给测量者带来明显的不适感，测量舒适度较差，而且，气囊加压很难做到较佳的匀速加压，而且加压过程存在噪音的问题，影响血压测量的准确性。

发明内容

本申请实施例的目的在于提供一种光电容积脉搏波测量方法及装置、血压测量装置，能够在加压状态下测量指端等肢体末梢血管的光电容积脉搏波，测得的光电容积脉搏波与指端等肢体末梢当前受到的压力值配对以计算血压值，具有良好的测量准确性，且使用舒适度较高，佩戴体验较好。

本申请实施例的一方面，提供了一种血压测量装置，包括检测部，压力传感器、压力调节器、处理器和光电容积脉搏波传感器，检测部内设置有气囊，用于形成末梢肢端测量部位的容纳空间；压力调节器与气囊连接，用于调节气囊的充气以向末梢肢端测量部位施加压力；压力传感器与气囊连接设置，用于采集气囊充气过程中气囊施加至末梢肢端测量部位的压力值；光电容积脉搏波传感器用于采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号；处理器连接压力传感器和光电容积脉搏波传感器，用于根据压力传感器采集的压力值和光电容积脉搏波传感器采集的光电容积脉搏波信号，获取压力值增大至阻断末梢肢端测量部位血流的阻断点的过程中，光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值，以确定出血压值。

在本申请一种可实现的实施方式中，末梢肢端测量部位为手指部位。

在本申请一种可实现的实施方式中，处理器包括光电容积脉搏波处理单元；光电容积脉搏波处理单元包括峰值采集模块和波动幅度最大值确定模块；峰值采集模块用于采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号的每个波动周期的波幅峰值；波动幅度最大值确定模块用于将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，以得到在压力值增大至阻断点的过程中的波幅峰值中的波动幅度最大值。

在本申请一种可实现的实施方式中，处理器还包括血压计算单元，血压计算单元与光电容积脉搏波处理单元以及压力传感器相连接，用于获取光电容积脉搏波处理单元输出的波动幅度最大值出现之前的第一波动幅度值以及波动幅度最大值出现之后的第二波动幅度值，并分别获取第一波动幅度值和第二波动幅度值出现时刻下压力传感器感测的压力值作为血压值。

在本申请一种可实现的实施方式中，压力调节器包括气泵、连接气泵的气道，气道的另一端与气囊连通，气泵通过气道向气囊充气。

在本申请一种可实现的实施方式中，处理器还包括气压控制单元；气压控制单元与气泵连接，用于通过低频脉宽调制控制气泵向气囊充气气压的占空比，以使气囊向手指部位匀速加压。

在本申请一种可实现的实施方式中，处理器还包括反馈控制单元；反馈控制单元分别与压力传感器以及气泵连接，用于获取压力传感器采集的压力值，并与目标压强比对，将比对得到的误差值换算为补偿控制强度以辅助控制气泵向气囊充气。

在本申请一种可实现的实施方式中，血压计算单元根据光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值乘以第一比例值得到第一波动幅度值，与第一波动幅度值配对的压力值作为舒张压，血压计算单元根据光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值乘以第二比例值得到第二波动幅度值，与第二波动幅度值配对的压力值作为收缩压，第二比例值小于第一比例值。

本申请实施例的另一方面，提供了一种光电容积脉搏波测量方法，方法包括：向末梢肢端测量部位匀速施加压力；获取末梢肢端测量部位的压力值；获取末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号；以当前时刻为基准，将末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号与末梢肢端测量部位的压力值配对，提取光电容积脉搏波信号的波幅峰值中的波动幅度最大值所配对的压力值为平均压。

在本申请一种可实现的实施方式中，获取末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号包括：在向末梢肢端测量部位匀速施加压力的过程中，持续获取末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号；采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号的每个波动周期的波幅峰值；将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，以得到在压力值增大至阻断点的过程中的波幅峰值中的波动幅度最大值。

在本申请一种可实现的实施方式中，以当前时刻为基准，将末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号与末梢肢端测量部位的压力值配对包括：接收末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号；获取与光电容积脉搏波信号相同的当前时刻的压力值；以当前时刻为基准，将光电容积脉搏波信号与压力值配对；其中，光电容积脉搏波信号波幅峰值中的波动幅度最大值所配对的压力值为平均压。

在本申请一种可实现的实施方式中，获取末梢肢端测量部位的压力值还包括：将获取的末梢肢端测量部位的压力值与目标压强比对得到误差值；根据关系式：补偿控制强度＝P*当前误差值+I*累计误差值，计算补偿控制强度以辅助控制气泵以使气泵保持匀速施加压力；其中，P、I为可调整的常数，当前误差值为当前时刻下末梢肢端测量部位的压力值与目标压强比对得到的误差值，累计误差值为在开始施加压力到当前时刻之前的时间段内多个末梢肢端测量部位的压力值与目标压强比对得到的误差值的累计值。

本申请实施例的又一方面，提供了一种光电容积脉搏波测量装置，包括光电容积脉搏波处理单元，光电容积脉搏波处理单元包括峰值采集模块和波动幅度最大值确定模块；峰值采集模块用于采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号的每个波动周期的波幅峰值；述波动幅度最大值确定模块用于将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，以得到在压力值增大至阻断点的过程中的波幅峰值中的波动幅度最大值。

在本申请一种可实现的实施方式中，光电容积脉搏波测量装置还包括血压计算单元，血压计算单元与光电容积脉搏波处理单元相连接，用于接收光电容积脉搏波处理单元输出的波动幅度最大值出现的时刻，并对应于该时刻的末梢肢端测量部位的压力值。

在本申请一种可实现的实施方式中，光电容积脉搏波测量装置还包括相互连接的气压控制单元和反馈控制单元，气压控制单元用于通过低频脉宽调制控制压力输送的占空比，以对末梢肢端测量部位匀速加压，反馈控制单元获取末梢肢端测量部位当前的压力值，并与目标压强比对，比对的误差值通过预设关系式换算为补偿控制强度反馈至气压控制单元。

本申请实施例提供的血压测量装置，包括检测部，压力传感器、压力调节器、处理器和光电容积脉搏波传感器，检测部内设置有气囊，用于形成末梢肢端测量部位的容纳空间；压力调节器与气囊连接，用于调节气囊的充气以向末梢肢端测量部位施加压力；压力传感器与气囊连接设置，用于采集气囊充气过程中气囊施加至末梢肢端测量部位的压力值；光电容积脉搏波传感器用于采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号；处理器连接压力传感器和光电容积脉搏波传感器，处理器根据压力传感器采集的压力值和光电容积脉搏波传感器采集的光电容积脉搏波信号，获取压力值增大至阻断末梢肢端测量部位血流的阻断点的过程中，光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值，以确定出血压值。末梢肢端测量部位在受到逐步增大的压迫力量的过程中，血液流量会发生相应的变化，光电容积脉搏波传感器接收的光电容积脉搏波信号携带有血液流量的脉搏波信息，在压力值增大至阻断末梢肢端测量部位血流的阻断点的过程中，根据获取的光电容积脉搏波信号以及与对应时刻下压力传感器检测的压力值相匹配，通过光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值计算确定出血压值。通过光电容积脉搏波传感器获取的光电容积脉搏波信号为光电信号，相对于直接获取压力信号值来说具有更好的信噪比，而且对于测量部位匀速加压的依赖性相对较低，因此能够具有较好的测量准确性，且检测部作用于末梢指端测量部位，使用方便，使用舒适度高。

附图说明

为了更清楚地说明本申请实施例的技术方案，下面将对本申请实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本申请的某些实施例，因此不应被看作是对范围的限定，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相关的附图。

图1是本申请实施例提供的一种血压测量装置的结构示意图；

图2是本申请实施例提供的一种血压测量装置的部件结构关系图；

图3是本申请实施例提供的一种血压测量装置的处理器的结构示意图；

图4是本申请实施例提供的一种血压测量设备的处理器与相关部件的结构关系图之一；

图5是本申请实施例提供的一种血压测量设备的处理器与相关部件的结构关系图之二；

图6是本申请实施例提供的一种血压测量设备的处理器与相关部件的结构关系图之三；

图7是本申请实施例提供的一种光电容积脉搏波测量方法的流程图之一；

图8是本申请实施例提供的一种光电容积脉搏波测量方法的流程图之二；

图9是本申请实施例提供的一种光电容积脉搏波测量方法的流程图之三；

图10是本申请实施例提供的一种光电容积脉搏波测量方法的流程图之四。

图标：10-检测部；11-气囊；12-气泵；20-压力调节器；30-压力传感器；40-处理器；41-光电容积脉搏波处理单元；411-峰值采集模块；412-波动幅度最大值确定模块；42-血压计算单元；43-气压控制单元；44-反馈控制单元；50-光电容积脉搏波传感器。

具体实施方式

下面将结合本申请实施例中的附图，对本申请实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述。

在本申请的描述中，需要说明的是，术语“内”、“外”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，或者是该申请产品使用时惯常摆放的方位或位置关系，仅是为了便于描述本申请和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本申请的限制。此外，术语“第一”、“第二”等仅用于区分描述，而不能理解为指示或暗示相对重要性。

还需要说明的是，除非另有明确的规定和限定，术语“设置”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通。对于本领域的普通技术人员而言，可以具体情况理解上述术语在本申请中的具体含义。

在血压测量的使用需求中，目前常用的无创血压测量方法主要分为水银听诊法和示波法。

水银听诊法是通过外力逐步增大对血管的压迫再逐渐减压，使得血管中的血流被压力阻断后再随着压力的降低重新冲开血管，在血流重新冲开血管时，通过听诊器能够听到血流重新重开血管后发出的一组从出现逐渐变强，之后逐渐减弱至消失的与脉搏同步的摩擦、冲击音，即为柯氏音。血流重新冲开血管的柯氏音出现时对应的水银压力值即为收缩压，柯氏音逐渐减弱消失时对应的水银压力值即为舒张压。这种方法是目前医学上公认的血压测量金标准，但是应用水银听诊法测量血压要求操作者在通过听诊器听音的同时观察水银压力计的变化，辨别柯氏音的同时读取水银压力值，操作难度较大，而且水银听诊法通常需要在肱动脉或股动脉的血管处进行检测，需要提前裹覆袖带，加压阻断血管的过程中，压迫大动脉会带来比较明显的不适感，并且大多数人在测量时会感到紧张，会对测试者造成一定的心理负担。

示波法是根据心搏的血液动力学原理，在肱动脉血管通过外力压迫阻断血流后再逐渐减压使血流重新冲开血管流动的过程中，获取并记录与心搏同步的压力波动，即脉搏波，根据脉搏波振幅与肱动脉血管处的压力之间的关系来估计血压的。应用示波法进行血压测量，由于压力波动的强度较小，容易受到外界环境的干扰导致测量的准确性不佳，测量稳定性较差，而且气囊加压难以做到绝对的匀速，一旦气囊的膨胀速度存在阶梯上升的情况，就会严重影响测量数值的准确性。

基于此，本申请实施例提供了血压测量装置，如图1和图2所示，血压测量装置包括检测部10，压力传感器30、压力调节器20、处理器40和光电容积脉搏波传感器50，检测部10内设置有气囊11，用于形成末梢肢端测量部位的容纳空间。压力调节器20与检测部10中固定的气囊11连接，用于调节气囊11的充气以向末梢肢端测量部位施加压力；压力传感器30与气囊11连接设置，用于采集气囊11充气过程中气囊11施加至末梢肢端测量部位的压力值；光电容积脉搏波传感器50用于采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号，例如，可以设置以使光电容积脉搏波传感器50在测量过程中位于气囊11与末梢肢端测量部位之间，以便采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号；处理器40连接压力传感器30和光电容积脉搏波传感器50，用于根据压力传感器30采集的压力值和光电容积脉搏波传感器50采集的光电容积脉搏波信号，获取压力值增大至阻断末梢肢端测量部位血流的阻断点的过程中，光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值，以确定出血压值。

如图2中所示，压力传感器30获取气囊11膨胀以对末梢肢端测量部位压迫的压力值，并将该压力值传输至处理器40，光电容积脉搏波传感器50采集的光电容积脉搏波信号也传输至处理器40，而且，压力调节器20与检测部10中固定的气囊11连接，能够根据处理器40的信号，调节气囊11的充气，以尽可能使得气囊11向末梢肢端测量部位施加均匀的压力。

末梢肢端测量部位通常指人体的肢体末端，如手指，脚趾等位置，选择末梢肢端作为测量部位，能够最大程度的降低血压测量对使用者造成的心理负担，在末梢肢端进行测量，不会对人造成比较大的不适感受，而且佩戴方便，使用过程中舒适度较高，也有利于血压测量装置自身的小型化设计。

以下以采用手指作为末梢肢端测量部位为例进行说明。如图1所示，将待测的手指伸入检测部10，其中，检测部10中固定设置有气囊11，如图2所示，气囊11与压力调节器20(设置于检测部10内部，图1中未示出)连接，并且在检测部10内部还设置有压力传感器30(设置于检测部10内部，图1中未示出)和光电容积脉搏波传感器50(设置于检测部10内部，图1中未示出)，当待测手指伸入检测部10内检测时，气囊11膨胀会对待测手指的测量部位施加压力，同时，压力传感器30和光电容积脉搏波传感器50能够位于待测手指的测量部位与气囊11之间，以便采集到实时、准确的压力值以及光电容积脉搏波信号传输给处理器40(设置于检测部10内部，图1中未示出)。

其中，在本申请实施例中，并不严格限定压力传感器30、光电容积脉搏波传感器50以及处理器40的具体设置位置，应理解，压力传感器30用于获取气囊11的膨胀以对手指部位的压力值，因此，压力传感器30需要设置在气囊11膨胀和手指部位对应的位置处，具体的，根据压力传感器30感测的信号不同，可以设置在气囊11上位于气囊11与手指部位之间，也可以设置在气囊11内部，或者检测部10内的其他能够感测到气囊11膨胀对手指部位施加压力的压力值的位置。光电容积脉搏波传感器50是用于检测在受到压力的状态下，手指部位的光电容积脉搏波信号，因此，同样的，光电容积脉搏波传感器50也应当设置于检测部10内且位于气囊11膨胀对手指部位施加压力的位置，从而通过光电容积脉搏波传感器50获取手指部位在受到当前压力的状态下的光电容积脉搏波信号。而且，处理器40用于接收压力值以及光电容积脉搏波信号并进行处理计算，可知，处理器40需要与各信号的传感器对应电连接，处理器40可以设置在检测部10内部的适当位置，通过导线或其他连接形式分别与传感器连接，当本申请实施例的血压测量装置还包括有与检测部10连接的手柄时，处理器40也可以设置于手柄内，只要能够保证处理器40与各个需要传递信号的传感器电性连接即可。

需要说明的是，光电容积脉搏波传感器50用于检测手指上测量部位的血管和组织反射、吸收来自特定光源的光束后的衰减光束，由于手指上测量部位中，肌肉、骨骼、静脉等对光的吸收能力在相对静止的状态下没有明显的变化，但是动脉中血液的流量随着心跳发生变化，使得动脉中的血流对光束的吸收会发生周期性的变化，从而通过接收衰减光束，提取衰减光束中携带的血流信息，就能够记录血管的搏动状态以得到光电容积脉搏波。因此，应理解，在检测部10中的相应位置还应当设置有用于出射检测光的光源，光源出射的检测光朝向测量部位出射光束并使得衰减光能够被光电容积脉搏波传感器50接收，其中，光源可以为光电容积脉搏波传感器50的一部分，光电容积脉搏波传感器50发出检测光并接收携带相应信息的衰减光，也可以为单独设置在检测部10内的光源结构，例如LED光源。

当待测的手指伸入检测部10内后，处理器40通过压力调节器20使气囊11加压膨胀，气囊11膨胀压缩待测手指的空间，对待测手指的测量部位施加压力，随着测量部位受到的压力不断增大，光电容积脉搏波传感器50获取测量部位的血管中随着心脏跳动带动血液流动的脉搏波，脉搏波随着心跳也呈现为周期性的波动，而且，随着压力的增大，周期性波动的波峰也呈逐渐增大的趋势，直至施加在待测手指的测量部位的压力增大到完全阻断测量部位的血流，在压力值达到确保阻断血流后，再逐渐降低压力，直至阻断的血流重新冲开血管，由强渐弱恢复血管中血流搏动。因此，通过获取压力值增大至阻断末梢肢端测量部位血流的阻断点的过程中，光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值，就能够通过计算得到血压值的收缩压数值和舒张压数值。

需要说明的是，压力调节器20工作使气囊11逐渐充气膨胀，具体的充气加压方式，可以为直接控制进入气囊11中的气体的当量，也可以通过调节压力调节器20充气占空比控制其对气囊11的加压速度，还可以为其他的类似的控制方式，只要尽可能保证充气速度均匀以使气囊11匀速加压即可。而且，本申请实施例中，对于对气囊11释放压力的方式也不做具体限定，示例的，可以与气囊11连接设置出气端口，通过电磁阀控制出气端口的开启或关闭来实现。

本申请实施例中，气囊11固定设置在检测部10中，从而使得在对待测手指的测量部位施加压力的过程中，能够保持与测量部位之间的相对位置稳定，从而尽可能的保证加压过程中对测量部位施加匀速增大的压力，进而提高测量数据的准确性。

本申请实施例提供的血压测量装置，包括检测部10，压力传感器30、压力调节器20、处理器40和光电容积脉搏波传感器50，检测部10内设置有气囊11，用于形成末梢肢端测量部位的容纳空间；压力调节器20与气囊11连接，用于调节气囊11的充气以向末梢肢端测量部位施加压力；压力传感器30与气囊11连接设置，用于采集气囊11充气过程中气囊11施加至末梢肢端测量部位的压力值；光电容积脉搏波传感器50，用于采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号；处理器40连接压力传感器30和光电容积脉搏波传感器50，根据压力传感器30采集的压力值和光电容积脉搏波传感器50采集的光电容积脉搏波信号，获取压力值增大至阻断末梢肢端测量部位血流的阻断点的过程中，光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值，以确定出血压值。末梢肢端测量部位在受到逐步增大的压迫力量的过程中，血液流量会发生相应的变化，光电容积脉搏波传感器50接收的光电容积脉搏波信号携带有血液流量的脉搏波信息，在压力值增大至阻断末梢肢端测量部位血流的阻断点的过程中，处理器40根据获取的光电容积脉搏波信号以及与对应时刻下压力传感器30检测的压力值相匹配，通过光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值计算确定出血压值。通过光电容积脉搏波传感器50获取的光电容积脉搏波信号为光电信号，相对于直接获取压力信号值来说具有更好的信噪比，而且对于测量部位匀速加压的依赖性相对较低，因此能够具有较好的测量准确性，且检测部10作用于末梢指端测量部位，使用方便，使用舒适度高。

在本申请的一种可行的实施方式中，末梢肢端测量部位为手指部位。也就是说，本申请实施例的血压测量装置，用于手指伸入容纳空间内进行血压的测量。对手指处进行操作以得到血压值，使用方便，使用舒适度较高，也能够使得血压测量装置的整体结构小巧紧凑。

在本申请的一种可行的实施方式中，如图3所示，处理器40包括光电容积脉搏波处理单元41；光电容积脉搏波处理单元41包括峰值采集模块411和波动幅度最大值确定模块412；峰值采集模块411用于采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号的每个波动周期的波幅峰值；波动幅度最大值确定模块412用于将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，以得到在压力值增大至阻断点的过程中的波幅峰值中的波动幅度最大值。

如图3所示，处理器40用于接收压力传感器30检测的压力值和光电容积脉搏波传感器50获取的光电容积脉搏波信号，并进行计算处理，处理器40中包括光电容积脉搏波处理单元41，光电容积脉搏波处理单元41包括峰值采集模块411和波动幅度最大值确定模块412，其中，由于光电容积脉搏波信号反映血管中血液流量，是一个持续且周期性波动的信号，峰值采集模块411采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号并提取光电容积脉搏波信号中的每个波动周期的波幅峰值，如此一来，峰值采集模块411采集的波幅峰值即为具有预设间隔周期的数值序列。峰值采集模块411采集的波幅峰值依时序周期输送至波动幅度最大值确定模块412，波动幅度最大值确定模块412将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，保留比对后数值较大的波幅峰值，以得到波幅峰值中的波动幅度最大值。

由于血压值中的收缩压和舒张压出现的时间通常在压力完全阻断末梢肢端测量部位的血流之前，因此，在压力值增大至阻断点的过程中，比对得出数值最大的波幅峰值，即可作为波动幅度最大值。

在本申请的一种可行的实施方式中，如图4所示，处理器40还包括血压计算单元42，血压计算单元42与光电容积脉搏波处理单元41以及压力传感器30相连接，用于获取光电容积脉搏波处理单元41输出的波动幅度最大值出现之前的第一波动幅度值以及波动幅度最大值出现之后的第二波动幅度值，并分别获取第一波动幅度值和第二波动幅度值出现时刻下压力传感器30感测的压力值作为血压值。

如图4所示，处理器40还包括血压计算单元42，血压计算单元42与光电容积脉搏波处理单元41以及压力传感器30相连接，光电容积脉搏波处理单元41中处理得出波动幅度最大值时，该作为波动幅度最大值的波幅峰值即是在压力值增大至阻断点的过程中某时刻产生的。血压计算单元42获取该波动幅度最大值，根据该波动幅度最大值获取在该波动幅度最大值之前出现的第一波动幅度值，和在该波动幅度最大值之后出现的第二波动幅度值，并且分别获取第一波动幅度值发生时刻下压力传感器30感测的压力值和第二波动幅度值发生时刻下压力传感器30感测的压力值以作为血压值。

在本申请的一种可行的实施方式中，压力调节器20包括气泵、连接气泵的气道，气道的另一端与气囊11连通，气泵通过气道向气囊11充气。

本申请实施例的压力调节器20通过气泵传输气体的方式使气囊11充气膨胀。气泵和气道连接，气道的另一端与气囊11连通，启动气泵并控制气泵的工作功率，能够控制通过气道向气囊11输送气体的速度，从而控制气囊11匀速膨胀，进而使得末梢肢端测量部位受到气囊11膨胀产生的匀速增大的压力。

需要说明的是，本申请实施例中，对于压力调节器20的实现形式不限于此，由于本申请实施例的气囊11固定设置在检测部10内，使得气囊11在膨胀过程中向末梢肢端测量部位施加压力的方向和位置能够较为稳定，不易发生移位等问题，因此，能够使得向末梢肢端测量部位施加压力的过程匀速稳定。

在本申请的一种可行的实施方式中，如图5所示，处理器40还包括气压控制单元43；气压控制单元43与气泵12连接，用于通过低频脉宽调制控制气泵12向气囊11充气气压的占空比，以使气囊11向手指部位匀速加压。

低频脉宽调制，例如使用30Hz左右进行控制，如此低频状态下的控制可以相对准确的控制气泵12向气囊11的充气速度。相比于现有技术中使用的KHz或MHz级的控制来说，显著的降低了产生的噪音，也节省用电量。而低频脉宽调制可能导致的气囊11膨胀不够平滑的问题，由于本申请实施例中采用的光电容积脉搏波信号为光电信号，光电信号的信号强度和响应能力，也有效的避免了可能对光电容积脉搏波信号造成的影响。

在本申请的一种可行的实施方式中，如图6所示，处理器40还包括反馈控制单元44；反馈控制单元44分别与压力传感器30以及气泵12连接，用于获取压力传感器30采集的压力值，并与目标压强比对，将比对得到的误差值换算为补偿控制强度以辅助控制气泵12向气囊11充气。

如图6所示，处理器40还包括反馈控制单元44；反馈控制单元44分别与压力传感器30以及气泵12连接，在处理器40中预设有控制气泵12向气囊11充气以使气囊11匀速膨胀加压的目标压强值，但是在通过处理器40控制压力调节器20工作的过程中，可能会由于外界环境等原因导致实际的压强与目标压强有出入，因此，还通过反馈控制单元44接收压力传感器30采集的测量部位的实时的压力值，将实时的压力值与目标压强比对，当二者之间存在有误差值时，将该误差值换算为补偿控制强度输出至气泵12，以辅助控制气泵12向气囊11充气，对产生的误差进行校正，尽可能保证对测量部位的匀速加压。

在本申请的一种可行的实施方式中，如图6所示，血压计算单元42根据光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值乘以第一比例值得到第一波动幅度值，与第一波动幅度值配对的压力值作为舒张压，血压计算单元42根据光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值乘以第二比例值得到第二波动幅度值，与第二波动幅度值配对的压力值作为收缩压，第二比例值小于第一比例值。

如图6所示，血压计算单元42中通过获取光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值，获取在该波动幅度最大值之前出现的第一波动幅度值，和在该波动幅度最大值之后出现的第二波动幅度值，将第一波动幅度值与第二波动幅度值分别与其所在时刻下压力传感器30感测的压力值相配对，血压计算单元42将配对的压力值记录为血压值的收缩压和舒张压。示例的，当获取波动幅度最大值后，根据相应的计算方式，例如根据预设的计算关系式，将波动幅度最大值乘以第一比例值，例如0.8-0.9，得到第一波动幅度值，与第一波动幅度值配对的压力值即可记为舒张压，将波动幅度最大值乘以第二比例值，例如0.3-0.5，得到第二波动幅度值，与第二波动幅度值配对的压力值即可记为收缩压，其中，第二比例值小于第一比例值。

其中，前述的计算方式，例如预设的计算关系式，可以为根据经验值得出的数值关系，也可以为其他形式计算得到的数值关系，本申请实施例中对此不做具体限定。

需要说明的是，本申请实施例的血压测量装置还包括，可以在处理器40中预设一次血压测量的结束条件，根据从光电容积脉搏波信号中提取的心跳幅度与心跳幅度阈值的关系，确定是否完成血压测量，心跳幅度可以根据光电容积脉搏波信号的最大值获得，例如，将光电容积脉搏波信号的最大值减去光电容积脉搏波信号的最小值得到差值获得，或者，将光电容积脉搏波信号的最大值乘以一定的比例的乘积值获得等。在前述的血压测量过程中，当光电容积脉搏波信号中提取的心跳幅度小于预设的心跳幅度阈值，则可认为已经完成血压测量过程，从而由处理器40控制结束测量，例如，在心跳幅度小于预设的心跳幅度阈值后，控制压力调节器20停止对气囊11充气，并快速放气，以使气囊11尽快回到初始状态，便于待测手指由检测部10中取出。又例如，控制压力传感器30和光电容积脉搏波传感器50停止接收数据信号，完成本次血压测量过程。

本申请实施例的另一方面，提供了一种光电容积脉搏波测量方法，该方法采集末梢肢端测量部位在压力状态下的光电容积脉搏波信号。

如图7所示，本申请实施例的光电容积脉搏波测量方法包括：

S101、向末梢肢端测量部位的匀速施加压力。

S102、获取末梢肢端测量部位的压力值。

S103、获取末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号。

S104、以当前时刻为基准，将末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号与末梢肢端测量部位的压力值配对，提取光电容积脉搏波信号的波幅峰值中的波动幅度最大值所配对的压力值为平均压。

如图7所示，采用本申请实施例的光电容积脉搏波测量方法进行测量，首先，向末梢肢端测量部位匀速施加压力，以本申请实施例的血压测量装置为例，伸入检测部10中的待测手指的测量部位承受到气囊11膨胀所施加的压力。

然后持续获取手指测量部位受到的压力值，并获取手指测量部位的光电容积脉搏波信号。压力值和光电容积脉搏波信号可分别由相应的传感器获取相应数据。

其中，手指测量部位的光电容积脉搏波信号为一光电信号，通过向手指测量部位发出检测光束，接收检测光束透过手指测量部位后的衰减光束，即可分析得知手指测量部位的血压流量的变化信息，通过滤波等形式处理后可得到脉搏波信号，记为光电容积脉搏波。在本申请实施例中未对检测光源进行具体的限定，光源也可以为接收检测光束的传感器所包括的发出检测光的部件。而且，关于光源的启动和关闭时间，在本申请实施例中也未作具体限定，通常情况下，光源与接收检测光束的传感器同步工作。

以当前时刻为基准，将末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号与末梢肢端测量部位的压力值进行配对，即在每一个当前时刻，将获取的光电容积脉搏波信号和获取的测量部位的压力值成对匹配。

最后，提取光电容积脉搏波信号的波幅峰值中的波动幅度最大值以及与该最大值所配对的压力值，将该压力值作为平均压。

在本申请的一种可行的实施方式中，如图8所示，S103、获取末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号包括：

S1031、在向末梢肢端测量部位匀速施加压力的过程中，持续获取末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号。

S1032、采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号的每个波动周期的波幅峰值。

S1033、将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，以得到在压力值增大至阻断点的过程中的波幅峰值中的波动幅度最大值。

如图8所示，首先，至少在向手指测量部位匀速施加压力的过程中，持续获取末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号。随着向测量部位匀速施加压力的增大，测量部位的逐渐受压直至压力完全阻断血流。当压力完全阻断血流后，可能就基本测不到测量部位的光电容积脉搏波信号了，此时也就不必再持续增加压力了。所以，只要保证在向末梢肢端测量部位匀速施加压力的过程中持续获取末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号即可，本申请实施例中不限定在其他时段内是否持续获取末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号。

由于光电容积脉搏波信号反映血管中血液流量，是一个持续且周期性波动的信号，因此，在持续获取末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号之后，采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号的每个波动周期的波幅峰值，如此一来，采集的波幅峰值即为具有预设间隔周期的数值序列。

得到这样一个与时间和周期相关的波幅峰值的数值序列后，始终将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，保留比对后数值较大的波幅峰值，丢弃比对后数值较小的波幅峰值，或者，记录比对后数值较大的波幅峰值，在于下一个当前周期的波幅峰值进行比对，最终得到在压力值增大至阻断点的过程中的波幅峰值中的波动幅度最大值。

在本申请的一种可行的实施方式中，如图9所示，S104、以当前时刻为基准，将末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号与末梢肢端测量部位的压力值配对包括：

S1041、接收末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号。

S1042、获取与光电容积脉搏波信号相同的当前时刻的压力值。

S1043、以当前时刻为基准，将光电容积脉搏波信号与压力值配对；其中，光电容积脉搏波信号波幅峰值中的波动幅度最大值所配对的压力值为平均压。

如图9所示，以当前时刻为基准，将末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号与末梢肢端测量部位的压力值进行配对的过程，包括接收测量部位的光电容积脉搏波信号，并且获取对测量部位施加的压力值，其中，在每一个光电容积脉搏波信号获取的时刻，在测量部位都对应有一个受到的具体的压力值，以每一个当前时刻作为基准，将获取的光电容积脉搏波信号与收到的压力值配对，如此，在对应光电容积脉搏波信号波动幅度最大值产生的时刻所配对的压力值即可记为平均压。光电容积脉搏波信号波动幅度最大值可以作为一个计算标准值，用来通过计算分析等方式进一步得到血压值。

在本申请的一种可行的实施方式中，如图10所示，S102、获取末梢肢端测量部位的压力值还包括：

S1021、将获取的末梢肢端测量部位的压力值与目标压强比对得到误差值。

S1022、根据关系式：补偿控制强度＝P*当前误差值+I*累计误差值，计算补偿控制强度以辅助控制气泵以使气泵保持匀速施加压力；其中，P、I为可调整的常数，当前误差值为当前时刻下末梢肢端测量部位的压力值与目标压强比对得到的误差值，累计误差值为在开始施加压力到当前时刻之前的时间段内多个末梢肢端测量部位的压力值与目标压强比对得到的误差值的累计值。

如图10所示，由于对测量部位匀速加压的过程中，压力值的稳定匀速增大对光电容积脉搏波的准确测量具有比较直接的影响，因此，还需要对施加在末梢肢端测量部位的压力值进行实时的检测、反馈和调节，以尽可能保证加压的匀速性。

首先，将获取的末梢肢端测量部位的压力值与预设的理想状态下的目标压强值进行比对，若二者数值不相等，则说明实际的匀速加压过程存在有一定程度的误差，二者相减得到的数值即为误差值，需要通过反馈调节对误差值进行补偿校正。

通过计算补偿控制强度，将补偿控制强度通过处理器40输入压力调节器20，以对气囊11的工作进行辅助调节。具体的，补偿控制强度的计算关系式：补偿控制强度＝P*当前误差值+I*累计误差值。

其中，P、I为可调整的常数，本领域技术人员根据经验值或计算值对其进行具体的设置，当前误差值为当前时刻下末梢肢端测量部位的压力值与目标压强比对得到的误差值，累计误差值为在开始施加压力到当前时刻之前的时间段内多个末梢肢端测量部位的压力值与目标压强比对得到的误差值的累计值。

如此一来，通过反馈调节对误差值进行补偿校正，使得气囊11在匀速加压过程中，无论是实时的误差值或者一段时间累计的误差值，都可以通过这种方式进行计算和反馈调节，从而及时的校正误差，提高加压过程的匀速性和平滑性。

本申请实施例的又一方面，提供了一种光电容积脉搏波测量装置，包括光电容积脉搏波处理单元41，光电容积脉搏波处理单元41包括峰值采集模块411和波动幅度最大值确定模块412；峰值采集模块411用于采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号的每个波动周期的波幅峰值；波动幅度最大值确定模块412用于将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，以得到在压力值增大至阻断点的过程中的波幅峰值中的波动幅度最大值。

本申请实施例的光电容积脉搏波测量装置可以理解为前述血压测量装置的虚拟处理装置，光电容积脉搏波测量装置执行血压测量装置中处理器实际执行的运算工作，如图3所示，光电容积脉搏波测量装置包括光电容积脉搏波处理单元41，光电容积脉搏波处理单元41包括峰值采集模块411和波动幅度最大值确定模块412，其中，由于光电容积脉搏波信号反映血管中血液流量，是一个持续且周期性波动的信号，峰值采集模块411采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号并提取光电容积脉搏波信号中的每个波动周期的波幅峰值，如此一来，峰值采集模块411采集的波幅峰值即为具有预设间隔周期的数值序列。峰值采集模块411采集的波幅峰值依时序周期输送至波动幅度最大值确定模块412，波动幅度最大值确定模块412将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，保留比对后数值较大的波幅峰值，以得到波幅峰值中的波动幅度最大值。

在本申请的一种可行的实施方式中，如图4所示，采用前述任意一项的光电容积脉搏波测量装置还包括血压计算单元42，血压计算单元42与光电容积脉搏波处理单元41相连接，用于获取光电容积脉搏波处理单元41输出的波动幅度最大值出现之前的第一波动幅度值以及波动幅度最大值出现之后的第二波动幅度值，并分别获取第一波动幅度值和第二波动幅度值出现时刻下压力传感器30感测的压力值作为血压值。

如图4所示，光电容积脉搏波测量装置还包括血压计算单元42，血压计算单元42与光电容积脉搏波处理单元41以及压力传感器30相连接，光电容积脉搏波处理单元41中处理得出波动幅度最大值时，该作为波动幅度最大值的波幅峰值即是在压力值增大至阻断点的过程中某时刻产生的。

血压计算单元42获取该波动幅度最大值，获取该波动幅度最大值出现之前的第一波动幅度值以及该波动幅度最大值出现之后的第二波动幅度值，并且获取分别与第一波动幅度值和第二波动幅度值产生的时刻下压力传感器30中感测的压力值进行配对，以作为血压值。

在本申请的一种可行的实施方式中，如图6所示，采用前述任意一项的光电容积脉搏波测量装置还包括相互连接的气压控制单元43和反馈控制单元44，气压控制单元43用于通过低频脉宽调制控制气泵12向气囊11充气气压的占空比，以使气囊11对末梢肢端测量部位匀速加压，反馈控制单元44获取压力传感器30采集的当前的压力值，并与目标压强比对，比对的误差值通过预设关系式换算为补偿控制强度以辅助控制气泵12向气囊11充气。

如图6所示，光电容积脉搏波测量装置还包括气压控制单元43和反馈控制单元44；气压控制单元43和反馈控制单元44相互连接。气压控制单元43用于通过低频脉宽调制控制气泵12向气囊11充气气压的占空比，低频脉宽调制产生的噪音较小，同时也节省用电量，而且有效的降低控制难度。

占空比与前述的补偿控制强度相关，以线性调整关系为例，若计算出补偿控制强度为0.3，则可设置占空比为0.3。当然，若考虑多种影响因子，还包括占空比与补偿控制强度之间呈非线性调整关系，此处不再赘述。

反馈控制单元44分别与压力传感器30以及气泵12连接，根据预设程序，控制气泵12向气囊11充气过程中，预设有使气囊11匀速膨胀加压的目标压强值，在实际工作的过程中，可能会由于外界环境等原因导致实际的压强与目标压强有出入，因此，将反馈控制单元44获取压力传感器30对末梢肢端测量部位采集的当前的压力值与目标压强比对，当二者之间存在有误差值时，例如通过预设的关系式，将该误差值换算为补偿控制强度以辅助控制气泵12向气囊11充气，对产生的实时误差和累计误差进行校正，尽可能保证对测量部位的匀速加压。

以上所述仅为本申请的实施例而已，并不用于限制本申请的保护范围，对于本领域的技术人员来说，本申请可以有各种更改和变化。凡在本申请的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请的保护范围之内。

Claims (13)

1.一种血压测量装置，其特征在于，包括：检测部，压力传感器、压力调节器、处理器和光电容积脉搏波传感器，所述检测部内设置有气囊，用于形成末梢肢端测量部位的容纳空间；

所述压力调节器与所述气囊连接，用于调节所述气囊的充气以向所述末梢肢端测量部位施加压力；

所述压力传感器与所述气囊连接设置，用于采集所述气囊充气过程中所述气囊施加至所述末梢肢端测量部位的压力值；

所述光电容积脉搏波传感器用于采集所述末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号；

所述处理器连接所述压力传感器和所述光电容积脉搏波传感器，用于根据所述压力传感器采集的压力值和所述光电容积脉搏波传感器采集的光电容积脉搏波信号，获取压力值增大至阻断所述末梢肢端测量部位血流的阻断点的过程中，光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值，以确定出血压值。

2.根据权利要求1所述的血压测量装置，其特征在于，所述末梢肢端测量部位为手指部位。

3.根据权利要求1所述的血压测量装置，其特征在于，所述处理器包括光电容积脉搏波处理单元；

所述光电容积脉搏波处理单元包括峰值采集模块和波动幅度最大值确定模块；

所述峰值采集模块用于采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号的每个波动周期的波幅峰值；

所述波动幅度最大值确定模块用于将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，以得到在压力值增大至阻断点的过程中的波幅峰值中的波动幅度最大值。

4.根据权利要求3所述的血压测量装置，其特征在于，所述处理器还包括血压计算单元，所述血压计算单元与所述光电容积脉搏波处理单元以及所述压力传感器相连接，用于获取所述光电容积脉搏波处理单元输出的波动幅度最大值出现之前的第一波动幅度值以及波动幅度最大值出现之后的第二波动幅度值，并分别获取所述第一波动幅度值和所述第二波动幅度值出现时刻下所述压力传感器感测的压力值作为血压值。

5.根据权利要求1-4任意一项所述的血压测量装置，其特征在于，所述压力调节器包括气泵、连接所述气泵的气道，所述气道的另一端与所述气囊连通，所述气泵通过所述气道向所述气囊充气。

6.根据权利要求5所述的血压测量装置，其特征在于，所述处理器还包括气压控制单元；所述气压控制单元与所述气泵连接，用于通过低频脉宽调制控制所述气泵向所述气囊充气气压的占空比，以使所述气囊向手指部位匀速加压。

7.根据权利要求6所述的血压测量装置，其特征在于，所述处理器还包括反馈控制单元；所述反馈控制单元分别与所述压力传感器以及所述气泵连接，用于获取所述压力传感器采集的压力值，并与目标压强比对，将比对得到的误差值换算为补偿控制强度以辅助控制所述气泵向所述气囊充气。

8.根据权利要求4所述的血压测量装置，其特征在于，所述血压计算单元根据所述光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值乘以第一比例值得到所述第一波动幅度值，与所述第一波动幅度值配对的所述压力值作为舒张压，所述血压计算单元根据所述光电容积脉搏波信号的波动幅度最大值乘以第二比例值得到所述第二波动幅度值，与所述第二波动幅度值配对的所述压力值作为收缩压，所述第二比例值小于所述第一比例值。

9.一种光电容积脉搏波测量方法，其特征在于，所述方法包括：

向末梢肢端测量部位匀速施加压力；

获取所述末梢肢端测量部位的压力值；

获取所述末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号；

以当前时刻为基准，将所述末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号与所述末梢肢端测量部位的压力值配对，提取所述光电容积脉搏波信号的波幅峰值中的波动幅度最大值所配对的压力值为平均压。

10.根据权利要求9所述的光电容积脉搏波测量方法，其特征在于，所述获取所述末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号包括：

在向所述末梢肢端测量部位匀速施加压力的过程中，持续获取所述末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号；

采集所述末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号的每个波动周期的波幅峰值；

将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，以得到在压力值增大至阻断点的过程中的波幅峰值中的波动幅度最大值。

11.根据权利要求9所述的光电容积脉搏波测量方法，其特征在于，所述以当前时刻为基准，将所述末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号与所述末梢肢端测量部位的压力值配对包括：

接收所述末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号；

获取与所述光电容积脉搏波信号相同的当前时刻的压力值；

以当前时刻为基准，将所述光电容积脉搏波信号与所述压力值配对；其中，所述光电容积脉搏波信号波幅峰值中的波动幅度最大值所配对的压力值为平均压。

12.根据权利要求9所述的光电容积脉搏波测量方法，其特征在于，所述获取所述末梢肢端测量部位的压力值还包括：

将获取的所述末梢肢端测量部位的压力值与目标压强比对得到误差值；

根据关系式：补偿控制强度＝P*当前误差值+I*累计误差值，计算补偿控制强度以辅助控制气泵以使所述气泵保持匀速施加压力；其中，P、I为可调整的常数，当前误差值为当前时刻下末梢肢端测量部位的压力值与目标压强比对得到的误差值，累计误差值为在开始施加压力到当前时刻之前的时间段内多个末梢肢端测量部位的压力值与目标压强比对得到的误差值的累计值。

13.一种光电容积脉搏波测量装置，其特征在于，包括光电容积脉搏波处理单元，所述光电容积脉搏波处理单元包括峰值采集模块和波动幅度最大值确定模块；

所述峰值采集模块用于采集末梢肢端测量部位的光电容积脉搏波信号的每个波动周期的波幅峰值；

所述波动幅度最大值确定模块用于将当前周期的波幅峰值与前一周期的波幅峰值进行比对，以得到在压力值增大至阻断点的过程中的波幅峰值中的波动幅度最大值。

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