一種脈搏波測量裝置及方法與流程

本發明涉及一種人體生理特征測量裝置，尤其是涉及一種脈搏波測量裝置及方法。

背景技術：

在血液循環過程中，心臟收縮射血時，血液經過大動脈射向外周微血管，此時外周微血管容積變大；心臟舒張停止射血時，血液從外周微血管經過靜脈回流至心臟，此時外周微血管容積變小。外周微血管這種容積跟隨心臟搏動呈現周期性的變化，被稱為容積脈搏波。

目前這種容積脈搏波的測量一般采用光電容積描記法(Photoplethysmography，PPG)，它是借助光電手段在活體組織中檢測血液容積變化的一種無創檢測方法，由發光元件發射一定波長的光束照射皮膚表面，由光接收元件接收透射或反射的光束，根據光強度的衰減信息來獲取脈搏波的脈動波形。

另外還有直接基于表壓傳感器測量脈搏波的方法，通過將表壓傳感器固定在體表動脈部分并施加一定壓力，這樣作用在該表面的力與動脈中的壓力近似成比例以檢測出隨心臟搏動的脈搏波。

但是不論是光電容積描記法還是直接利用表壓傳感器測量脈搏波的方法，存在以下幾個方面的缺點：

1.光電容積描記法應用于血氧含量測試較為成熟，但是直接用來檢測脈搏波還處于研究階段，利用表壓傳感器來測量脈搏波受限于傳感器和固定方式，測量精度依賴于量程小，精度高的傳感器，并需要用壓力傳感器陣列來精確測量某點的壓力。

2.單次測量所得的脈搏波幅值不具有對比性，無論是光電容積描記法還是使用表壓傳感器測量脈搏波，都需要將傳感器固定在測量部位，并施加一定壓力，前后固定的位置和施加的壓力不同，測量所得到的脈搏波幅值就不同。

3.由于受固定方式和個體差異影響導致所測量的脈搏波幅值變化范圍較大，一般需要較大量程范圍的傳感器，而實際個體的脈搏波的波形幅值不大，導致測量脈搏波的有效分辨率不高，從而可能導致波形分析的不準確。

4.由于檢測的部分大多處于外周動脈末梢，如指端，受檢測部位的表面狀況影響較大。檢測部分的輕微污漬或移位都會對測量結果造成影響，測量的再現性和重復性比較差。

技術實現要素：

本發明的目的就是為了克服上述現有技術存在的缺陷而提供一種精度高、重復性好的脈搏波測量裝置及方法。

本發明的目的可以通過以下技術方案來實現：

一種脈搏波測量裝置，包括：

測量單元，包括測量氣腔、參考氣腔、充放氣結構、差壓測量結構和壓力測量結構，所述的測量氣腔包括用于監測測量部位搏動的彈性氣囊，所述的彈性氣囊與參考氣腔通過一可開閉通路連接，所述的充放氣結構與測量氣腔或參考氣腔連接，所述的差壓測量結構分別與測量氣腔和參考氣腔連接，所述的壓力測量結構與參考氣腔或測量氣腔連接；

計算與控制單元，包括一分別與充放氣結構、差壓測量結構和壓力測量結構連接的控制器；

測量時，所述的彈性氣囊固定于測量部位，計算和控制單元開啟可開閉通路，充放氣結構對測量氣腔和參考氣腔充氣至設定氣壓，然后計算和控制單元關閉可開閉通路，充放氣結構停止充氣，差壓測量機構測量參考氣腔與測量氣腔之間的壓力差，計算和控制單元根據測量結果計算得到脈搏波。

所述的充放氣結構包括氣泵、充氣電磁閥和排氣電磁閥，所述的氣泵的充氣口和排氣口分別與測量氣腔或參考氣腔連接，所述的充氣電磁閥分別與充氣口和控制器連接，所述的排氣電磁閥分別與排氣口和控制器連接。

所述的差壓測量結構為差壓傳感器。

所述的壓力測量結構為表壓傳感器。

所述的彈性氣囊包括指套、腕套、臂帶中的一種。

所述的彈性氣囊外部硬質，內部富有彈性能貼合測量部位。

所述的壓力測量結構的量程為0-200mmHg。

所述的可開閉通路上設有氣腔電磁閥，所述的氣腔電磁閥與控制器連接，用于控制可開閉通路的開閉。

一種使用所述的裝置進行脈搏波測量的方法，包括以下步驟：

S1，彈性氣囊固定于測量部位，控制器開啟可開閉通路，充放氣結構對測量氣腔和參考氣腔充氣，同時壓力測量結構測量測量氣腔內的氣壓值；

S2，當測量氣腔內的氣壓值達到設定要求時，控制器令充放氣結構停止充氣；

S3，氣壓穩定后，控制器關閉可開閉通路，壓力測量機構監測測量氣腔的壓力，差壓測量機構測量參考氣腔與測量氣腔之間的壓力差；

S4，控制器根據一段時間內的壓力測量機構和差壓測量機構測量得到的波形，計算得到脈搏波；

S5，控制器令充放氣結構對測量氣腔和參考氣腔放氣，測量結束。

所述的步驟S3中，可開閉通路關閉后，壓力測量結構測量參考氣腔或測量氣腔的壓力，以實現壓力監控。

與現有技術相比，本發明具有以下優點：

(1)由于脈搏波是一種較弱的生理信號，末梢血管的壓力變化范圍更小，但血管壓力一般與人體舒張壓接近。如果使用常規的表壓壓力傳感器檢測，檢測到的是血管壓力的變化，而其中有效的脈搏波信號只使用量程中的很小一部分，由此造成脈搏波的測量精度低。本發明采用差壓方式記錄脈搏波，通過參考氣腔和測量氣腔的差壓對比，使用了更加符合末梢血管壓力變化范圍的差壓傳感器，傳感器量程被充分使用，使得測量的精確度大大提高。

(2)使用氣泵對氣腔進行充氣和排氣，配合電磁閥的動作，可以精確控制氣腔所希望達到的氣壓值，該設定壓力值一般設置為人體舒張壓，這樣采集獲得的脈搏波幅值最大；并且通過設置成恒定的壓力值，單次測量所獲得的脈搏波幅值具有可對比性，可用于判斷脈搏波的強弱。

(3)基于差壓傳感器測量脈搏波，在測量過程中，參考氣腔和測量氣腔同源，使得差壓傳感器的兩個氣壓基線相同，可以獲取的信號信噪比最大。在充氣過程中，充氣電磁閥和氣腔電磁閥導通，排氣電磁閥關閉，待氣腔內壓力達到設定值時，先控制充氣電磁閥關閉，延時一定時間再關閉氣腔電磁閥以保證參考氣腔和測量氣腔氣壓穩定均衡，由此保證兩腔的氣壓基線完全相等，在此情況下差壓傳感器所輸入的信號幅度基本上就是脈搏波的幅值范圍。基本消除參考腔和測量腔之間的系統氣壓誤差，使得脈搏波的信噪比最大，以得到更加精確的測量結果。

(4)彈性氣囊外部硬質以隔絕外部氣壓對測量的影響，內部富有彈性，能夠很好的將被測部位即皮膚內維血管容積變化監測出來。

(5)使用電磁閥作為執行器，控制通路或氣泵的開閉，動作速度快，靈活性好。

(6)步驟S3的測量過程，壓力測量結構測量測量參考氣腔或測量氣腔的壓力，以實現壓力監控，從而實現測量過程中氣腔氣壓的動態監測。

附圖說明

圖1為本發明測量裝置的功能模塊框圖；

圖2為本實施例結構原理圖；

圖3為基于本發明方法獲得的脈搏波波形圖。

附圖標記：

1為氣泵；2為充氣電磁閥；3為排氣電磁閥；4為參考氣腔；5為氣腔電磁閥；6為測量氣腔；7為差壓傳感器；8為表壓傳感器；9為彈性氣囊；10為計算與控制單元；11為控件顯示單元。

具體實施方式

下面結合附圖和具體實施例對本發明進行詳細說明。本實施例以本發明技術方案為前提進行實施，給出了詳細的實施方式和具體的操作過程，但本發明的保護范圍不限于下述的實施例。

實施例

如圖1、圖2所示，本發明設計的脈搏波測量裝置，包括由軟件部分、氣腔模塊、氣泵1、傳感器組、電磁閥組幾個部分組成。氣腔模塊包括參考氣腔4和測量氣腔5，測量部位彈性囊(指套或腕套)屬于測量氣腔；氣泵1實現充氣和排氣的功能；傳感器組包括表壓傳感器8和差壓傳感器7，其中表壓傳感器8用于充氣壓力控制，差壓傳感器7通過測量氣腔6和參考氣腔4的差壓對比，獲得脈搏波；電磁閥組包括充氣電磁閥2、排氣電磁閥3和氣腔電磁閥5，分別控制充氣、排氣以及參考氣腔4和測量氣腔6的密閉阻隔；軟件部分包括計算與控制單元10和控件顯示單元11，計算與控制單元10分為兩個功能模塊，計算模塊和控制模塊。計算模塊對傳感器采集到的輸入信號，進行計算處理，以獲得需要的信號，在具體實施例中，輸入到控件顯示單元11；控制模塊對測量裝置中的氣泵1、電磁閥組實施動作控制，在不同的測量階段，與其進行通訊以控制相應的動作。控件顯示單元11實現對采集到的數據信號進行計算顯示，對相關組件進行設置控制。

其中，氣泵1采用的是一種微型氣泵，由計算與控制單元10控制其對氣腔進行充氣和排氣，配合電磁閥的開關動作能夠使氣腔壓力精確達到系統設定值。

氣腔主要包括兩個部分，參考氣腔4和測量氣腔6，測量氣腔6包括固定在測量部位的彈性氣囊9，彈性氣囊9在此實施例中做成指套模樣，外部硬質以隔絕外部氣壓對測量的影響，內部氣囊富有彈性以貼合測量部位，能夠很好的將指端末梢微血管的容積變化監測出來，反映在測量氣腔6的氣壓值在設定值上下波動。參考氣腔4為充氣通路與測量氣腔6的中間，在充氣階段作為緩沖腔以降低氣路的壓力變化幅度，在測量階段密閉一段空氣作為差壓傳感器的參考氣壓。氣泵1充氣時，氣腔電磁閥5導通，參考氣腔4和測量氣腔6被充氣，當表壓傳感器8監測到壓力達到設定值時，計算與控制單元10的控制模塊控制充氣電磁閥2關閉。參考氣腔4和測量氣腔6中的壓力在穩定均衡一段時間后，參考氣腔4和測量氣腔6之間的氣腔電磁閥5關閉，測量氣腔6因為測量部位容積的變化而形成在一定壓力范圍內(設定壓力值+容積變化引起的壓力值)的波動，參考氣腔4保持在參考氣腔4和測量氣腔6隔斷時的壓力值而不會發生波動。

氣泵1是測量系統中的供氣和排氣模塊，實現通過充氣通路向參考氣腔4和測量氣腔6內充氣和排氣的功能，并且可根據需要設置向氣腔模塊泵入的壓力，該壓力一般設置為略低于舒張壓，氣泵的開關動作由計算與控制單元10的控制模塊控制。

傳感器組包括兩類傳感器：表壓傳感器8和差壓傳感器7。其中表壓傳感器8的量程范圍為0-120mmHg，在軟件上位機上設置所需要的設定值，在充氣過程中，氣泵1開啟充氣功能，充氣電磁閥2和氣腔電磁閥5處于導通狀態，排氣電磁閥3處于關閉狀態，表壓傳感器8監測充氣過程中氣腔模塊內部所達到的氣壓值。當表壓傳感器8監測的氣壓達到設定值時，計算與控制單元10發出指令，充氣電磁閥關閉2，氣泵1停止工作。此時，參考氣腔4和測量氣腔6還處于導通狀態，目的是使兩個氣腔內的氣壓穩定均衡，消除系統誤差。待穩定均衡一段時間后，計算與控制單元10發出指令，氣腔電磁閥5關閉，參考氣腔4和測量氣腔6被密閉阻隔，不考慮彈性氣囊9的輸入壓力，參考氣腔4和測量氣腔6的壓力基線值相等。在測量過程中，固定在指端的彈性氣囊9能夠將指端末梢微型血管的容積變化反應在測量氣腔6的壓力波動上，表壓傳感器8能夠實時監測。差壓傳感器7一端連接參考氣腔4，另一端連接測量氣腔6，選擇量程符合指端末梢血管壓力變化(即脈搏波幅值)范圍(如0-3mmHg)的差壓傳感器，能夠精確的將指端末梢微型血管的容積變化監測出來。監測到信號在計算與控制單元10中經過濾波放大處理，經過A/D轉換在控件顯示單元11顯示。如果對壓力設定值、包括差壓傳感器7的數據采集通路進行定量校正，可以精確測量脈搏波的波動幅值以進行對比。

電磁閥組由三個電磁閥組成，充氣電磁閥2、排氣電磁閥3和氣腔電磁閥5。在充氣過程中，充氣電磁閥2和氣腔電磁閥5導通，排氣電磁閥3關閉，氣腔模塊氣壓達到設定值后控制部分發出指令關閉充氣電磁閥2，待參考氣腔4和測量氣腔6中的氣壓穩定均衡1-2秒后關閉氣腔電磁閥5以開始脈搏波測量；在測量完成后，控制部分發出指令打開氣腔電磁閥5和排氣電磁閥3，關閉充氣電磁閥2，實現排氣功能。

圖3所示的是系統測量輸出的脈搏波波形圖，圖中縱軸為幅度，單位為mmHg，橫軸為時間，單位為s。