一种脉搏波测量装置及方法与流程

本发明涉及一种人体生理特征测量装置，尤其是涉及一种脉搏波测量装置及方法。

背景技术：

在血液循环过程中，心脏收缩射血时，血液经过大动脉射向外周微血管，此时外周微血管容积变大；心脏舒张停止射血时，血液从外周微血管经过静脉回流至心脏，此时外周微血管容积变小。外周微血管这种容积跟随心脏搏动呈现周期性的变化，被称为容积脉搏波。

目前这种容积脉搏波的测量一般采用光电容积描记法(Photoplethysmography，PPG)，它是借助光电手段在活体组织中检测血液容积变化的一种无创检测方法，由发光元件发射一定波长的光束照射皮肤表面，由光接收元件接收透射或反射的光束，根据光强度的衰减信息来获取脉搏波的脉动波形。

另外还有直接基于表压传感器测量脉搏波的方法，通过将表压传感器固定在体表动脉部分并施加一定压力，这样作用在该表面的力与动脉中的压力近似成比例以检测出随心脏搏动的脉搏波。

但是不论是光电容积描记法还是直接利用表压传感器测量脉搏波的方法，存在以下几个方面的缺点：

1.光电容积描记法应用于血氧含量测试较为成熟，但是直接用来检测脉搏波还处于研究阶段，利用表压传感器来测量脉搏波受限于传感器和固定方式，测量精度依赖于量程小，精度高的传感器，并需要用压力传感器阵列来精确测量某点的压力。

2.单次测量所得的脉搏波幅值不具有对比性，无论是光电容积描记法还是使用表压传感器测量脉搏波，都需要将传感器固定在测量部位，并施加一定压力，前后固定的位置和施加的压力不同，测量所得到的脉搏波幅值就不同。

3.由于受固定方式和个体差异影响导致所测量的脉搏波幅值变化范围较大，一般需要较大量程范围的传感器，而实际个体的脉搏波的波形幅值不大，导致测量脉搏波的有效分辨率不高，从而可能导致波形分析的不准确。

4.由于检测的部分大多处于外周动脉末梢，如指端，受检测部位的表面状况影响较大。检测部分的轻微污渍或移位都会对测量结果造成影响，测量的再现性和重复性比较差。

技术实现要素：

本发明的目的就是为了克服上述现有技术存在的缺陷而提供一种精度高、重复性好的脉搏波测量装置及方法。

本发明的目的可以通过以下技术方案来实现：

一种脉搏波测量装置，包括：

测量单元，包括测量气腔、参考气腔、充放气结构、差压测量结构和压力测量结构，所述的测量气腔包括用于监测测量部位搏动的弹性气囊，所述的弹性气囊与参考气腔通过一可开闭通路连接，所述的充放气结构与测量气腔或参考气腔连接，所述的差压测量结构分别与测量气腔和参考气腔连接，所述的压力测量结构与参考气腔或测量气腔连接；

计算与控制单元，包括一分别与充放气结构、差压测量结构和压力测量结构连接的控制器；

测量时，所述的弹性气囊固定于测量部位，计算和控制单元开启可开闭通路，充放气结构对测量气腔和参考气腔充气至设定气压，然后计算和控制单元关闭可开闭通路，充放气结构停止充气，差压测量机构测量参考气腔与测量气腔之间的压力差，计算和控制单元根据测量结果计算得到脉搏波。

所述的充放气结构包括气泵、充气电磁阀和排气电磁阀，所述的气泵的充气口和排气口分别与测量气腔或参考气腔连接，所述的充气电磁阀分别与充气口和控制器连接，所述的排气电磁阀分别与排气口和控制器连接。

所述的差压测量结构为差压传感器。

所述的压力测量结构为表压传感器。

所述的弹性气囊包括指套、腕套、臂带中的一种。

所述的弹性气囊外部硬质，内部富有弹性能贴合测量部位。

所述的压力测量结构的量程为0-200mmHg。

所述的可开闭通路上设有气腔电磁阀，所述的气腔电磁阀与控制器连接，用于控制可开闭通路的开闭。

一种使用所述的装置进行脉搏波测量的方法，包括以下步骤：

S1，弹性气囊固定于测量部位，控制器开启可开闭通路，充放气结构对测量气腔和参考气腔充气，同时压力测量结构测量测量气腔内的气压值；

S2，当测量气腔内的气压值达到设定要求时，控制器令充放气结构停止充气；

S3，气压稳定后，控制器关闭可开闭通路，压力测量机构监测测量气腔的压力，差压测量机构测量参考气腔与测量气腔之间的压力差；

S4，控制器根据一段时间内的压力测量机构和差压测量机构测量得到的波形，计算得到脉搏波；

S5，控制器令充放气结构对测量气腔和参考气腔放气，测量结束。

所述的步骤S3中，可开闭通路关闭后，压力测量结构测量参考气腔或测量气腔的压力，以实现压力监控。

与现有技术相比，本发明具有以下优点：

(1)由于脉搏波是一种较弱的生理信号，末梢血管的压力变化范围更小，但血管压力一般与人体舒张压接近。如果使用常规的表压压力传感器检测，检测到的是血管压力的变化，而其中有效的脉搏波信号只使用量程中的很小一部分，由此造成脉搏波的测量精度低。本发明采用差压方式记录脉搏波，通过参考气腔和测量气腔的差压对比，使用了更加符合末梢血管压力变化范围的差压传感器，传感器量程被充分使用，使得测量的精确度大大提高。

(2)使用气泵对气腔进行充气和排气，配合电磁阀的动作，可以精确控制气腔所希望达到的气压值，该设定压力值一般设置为人体舒张压，这样采集获得的脉搏波幅值最大；并且通过设置成恒定的压力值，单次测量所获得的脉搏波幅值具有可对比性，可用于判断脉搏波的强弱。

(3)基于差压传感器测量脉搏波，在测量过程中，参考气腔和测量气腔同源，使得差压传感器的两个气压基线相同，可以获取的信号信噪比最大。在充气过程中，充气电磁阀和气腔电磁阀导通，排气电磁阀关闭，待气腔内压力达到设定值时，先控制充气电磁阀关闭，延时一定时间再关闭气腔电磁阀以保证参考气腔和测量气腔气压稳定均衡，由此保证两腔的气压基线完全相等，在此情况下差压传感器所输入的信号幅度基本上就是脉搏波的幅值范围。基本消除参考腔和测量腔之间的系统气压误差，使得脉搏波的信噪比最大，以得到更加精确的测量结果。

(4)弹性气囊外部硬质以隔绝外部气压对测量的影响，内部富有弹性，能够很好的将被测部位即皮肤内维血管容积变化监测出来。

(5)使用电磁阀作为执行器，控制通路或气泵的开闭，动作速度快，灵活性好。

(6)步骤S3的测量过程，压力测量结构测量测量参考气腔或测量气腔的压力，以实现压力监控，从而实现测量过程中气腔气压的动态监测。

附图说明

图1为本发明测量装置的功能模块框图；

图2为本实施例结构原理图；

图3为基于本发明方法获得的脉搏波波形图。

附图标记：

1为气泵；2为充气电磁阀；3为排气电磁阀；4为参考气腔；5为气腔电磁阀；6为测量气腔；7为差压传感器；8为表压传感器；9为弹性气囊；10为计算与控制单元；11为控件显示单元。

具体实施方式

下面结合附图和具体实施例对本发明进行详细说明。本实施例以本发明技术方案为前提进行实施，给出了详细的实施方式和具体的操作过程，但本发明的保护范围不限于下述的实施例。

实施例

如图1、图2所示，本发明设计的脉搏波测量装置，包括由软件部分、气腔模块、气泵1、传感器组、电磁阀组几个部分组成。气腔模块包括参考气腔4和测量气腔5，测量部位弹性囊(指套或腕套)属于测量气腔；气泵1实现充气和排气的功能；传感器组包括表压传感器8和差压传感器7，其中表压传感器8用于充气压力控制，差压传感器7通过测量气腔6和参考气腔4的差压对比，获得脉搏波；电磁阀组包括充气电磁阀2、排气电磁阀3和气腔电磁阀5，分别控制充气、排气以及参考气腔4和测量气腔6的密闭阻隔；软件部分包括计算与控制单元10和控件显示单元11，计算与控制单元10分为两个功能模块，计算模块和控制模块。计算模块对传感器采集到的输入信号，进行计算处理，以获得需要的信号，在具体实施例中，输入到控件显示单元11；控制模块对测量装置中的气泵1、电磁阀组实施动作控制，在不同的测量阶段，与其进行通讯以控制相应的动作。控件显示单元11实现对采集到的数据信号进行计算显示，对相关组件进行设置控制。

其中，气泵1采用的是一种微型气泵，由计算与控制单元10控制其对气腔进行充气和排气，配合电磁阀的开关动作能够使气腔压力精确达到系统设定值。

气腔主要包括两个部分，参考气腔4和测量气腔6，测量气腔6包括固定在测量部位的弹性气囊9，弹性气囊9在此实施例中做成指套模样，外部硬质以隔绝外部气压对测量的影响，内部气囊富有弹性以贴合测量部位，能够很好的将指端末梢微血管的容积变化监测出来，反映在测量气腔6的气压值在设定值上下波动。参考气腔4为充气通路与测量气腔6的中间，在充气阶段作为缓冲腔以降低气路的压力变化幅度，在测量阶段密闭一段空气作为差压传感器的参考气压。气泵1充气时，气腔电磁阀5导通，参考气腔4和测量气腔6被充气，当表压传感器8监测到压力达到设定值时，计算与控制单元10的控制模块控制充气电磁阀2关闭。参考气腔4和测量气腔6中的压力在稳定均衡一段时间后，参考气腔4和测量气腔6之间的气腔电磁阀5关闭，测量气腔6因为测量部位容积的变化而形成在一定压力范围内(设定压力值+容积变化引起的压力值)的波动，参考气腔4保持在参考气腔4和测量气腔6隔断时的压力值而不会发生波动。

气泵1是测量系统中的供气和排气模块，实现通过充气通路向参考气腔4和测量气腔6内充气和排气的功能，并且可根据需要设置向气腔模块泵入的压力，该压力一般设置为略低于舒张压，气泵的开关动作由计算与控制单元10的控制模块控制。

传感器组包括两类传感器：表压传感器8和差压传感器7。其中表压传感器8的量程范围为0-120mmHg，在软件上位机上设置所需要的设定值，在充气过程中，气泵1开启充气功能，充气电磁阀2和气腔电磁阀5处于导通状态，排气电磁阀3处于关闭状态，表压传感器8监测充气过程中气腔模块内部所达到的气压值。当表压传感器8监测的气压达到设定值时，计算与控制单元10发出指令，充气电磁阀关闭2，气泵1停止工作。此时，参考气腔4和测量气腔6还处于导通状态，目的是使两个气腔内的气压稳定均衡，消除系统误差。待稳定均衡一段时间后，计算与控制单元10发出指令，气腔电磁阀5关闭，参考气腔4和测量气腔6被密闭阻隔，不考虑弹性气囊9的输入压力，参考气腔4和测量气腔6的压力基线值相等。在测量过程中，固定在指端的弹性气囊9能够将指端末梢微型血管的容积变化反应在测量气腔6的压力波动上，表压传感器8能够实时监测。差压传感器7一端连接参考气腔4，另一端连接测量气腔6，选择量程符合指端末梢血管压力变化(即脉搏波幅值)范围(如0-3mmHg)的差压传感器，能够精确的将指端末梢微型血管的容积变化监测出来。监测到信号在计算与控制单元10中经过滤波放大处理，经过A/D转换在控件显示单元11显示。如果对压力设定值、包括差压传感器7的数据采集通路进行定量校正，可以精确测量脉搏波的波动幅值以进行对比。

电磁阀组由三个电磁阀组成，充气电磁阀2、排气电磁阀3和气腔电磁阀5。在充气过程中，充气电磁阀2和气腔电磁阀5导通，排气电磁阀3关闭，气腔模块气压达到设定值后控制部分发出指令关闭充气电磁阀2，待参考气腔4和测量气腔6中的气压稳定均衡1-2秒后关闭气腔电磁阀5以开始脉搏波测量；在测量完成后，控制部分发出指令打开气腔电磁阀5和排气电磁阀3，关闭充气电磁阀2，实现排气功能。

图3所示的是系统测量输出的脉搏波波形图，图中纵轴为幅度，单位为mmHg，横轴为时间，单位为s。