本發(fā)明涉及一種人體生理特征測(cè)量裝置，尤其是涉及一種脈搏波測(cè)量裝置及方法。

背景技術(shù)：

在血液循環(huán)過(guò)程中，心臟收縮射血時(shí)，血液經(jīng)過(guò)大動(dòng)脈射向外周微血管，此時(shí)外周微血管容積變大；心臟舒張停止射血時(shí)，血液從外周微血管經(jīng)過(guò)靜脈回流至心臟，此時(shí)外周微血管容積變小。外周微血管這種容積跟隨心臟搏動(dòng)呈現(xiàn)周期性的變化，被稱(chēng)為容積脈搏波。

目前這種容積脈搏波的測(cè)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(cè)血液容積變化的一種無(wú)創(chuàng)檢測(cè)方法，由發(fā)光元件發(fā)射一定波長(zhǎng)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(jù)光強(qiáng)度的衰減信息來(lái)獲取脈搏波的脈動(dòng)波形。

另外還有直接基于表壓傳感器測(cè)量脈搏波的方法，通過(guò)將表壓傳感器固定在體表動(dòng)脈部分并施加一定壓力，這樣作用在該表面的力與動(dòng)脈中的壓力近似成比例以檢測(cè)出隨心臟搏動(dòng)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(cè)量脈搏波的方法，存在以下幾個(gè)方面的缺點(diǎn)：

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

2.單次測(cè)量所得的脈搏波幅值不具有對(duì)比性，無(wú)論是光電容積描記法還是使用表壓傳感器測(cè)量脈搏波，都需要將傳感器固定在測(cè)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(cè)量所得到的脈搏波幅值就不同。

3.由于受固定方式和個(gè)體差異影響導(dǎo)致所測(cè)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(shí)際個(gè)體的脈搏波的波形幅值不大，導(dǎo)致測(cè)量脈搏波的有效分辨率不高，從而可能導(dǎo)致波形分析的不準(zhǔn)確。

4.由于檢測(cè)的部分大多處于外周動(dòng)脈末梢，如指端，受檢測(cè)部位的表面狀況影響較大。檢測(cè)部分的輕微污漬或移位都會(huì)對(duì)測(cè)量結(jié)果造成影響，測(cè)量的再現(xiàn)性和重復(fù)性比較差。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的就是為了克服上述現(xiàn)有技術(shù)存在的缺陷而提供一種精度高、重復(fù)性好的脈搏波測(cè)量裝置及方法。

本發(fā)明的目的可以通過(guò)以下技術(shù)方案來(lái)實(shí)現(xiàn)：

一種脈搏波測(cè)量裝置，包括：

測(cè)量單元，包括測(cè)量氣腔、參考?xì)馇?、充放氣結(jié)構(gòu)、差壓測(cè)量結(jié)構(gòu)和壓力測(cè)量結(jié)構(gòu)，所述的測(cè)量氣腔包括用于監(jiān)測(cè)測(cè)量部位搏動(dòng)的彈性氣囊，所述的彈性氣囊與參考?xì)馇煌ㄟ^(guò)一可開(kāi)閉通路連接，所述的充放氣結(jié)構(gòu)與測(cè)量氣腔或參考?xì)馇贿B接，所述的差壓測(cè)量結(jié)構(gòu)分別與測(cè)量氣腔和參考?xì)馇贿B接，所述的壓力測(cè)量結(jié)構(gòu)與參考?xì)馇换驕y(cè)量氣腔連接；

計(jì)算與控制單元，包括一分別與充放氣結(jié)構(gòu)、差壓測(cè)量結(jié)構(gòu)和壓力測(cè)量結(jié)構(gòu)連接的控制器；

測(cè)量時(shí)，所述的彈性氣囊固定于測(cè)量部位，計(jì)算和控制單元開(kāi)啟可開(kāi)閉通路，充放氣結(jié)構(gòu)對(duì)測(cè)量氣腔和參考?xì)馇怀錃庵猎O(shè)定氣壓，然后計(jì)算和控制單元關(guān)閉可開(kāi)閉通路，充放氣結(jié)構(gòu)停止充氣，差壓測(cè)量機(jī)構(gòu)測(cè)量參考?xì)馇慌c測(cè)量氣腔之間的壓力差，計(jì)算和控制單元根據(jù)測(cè)量結(jié)果計(jì)算得到脈搏波。

所述的充放氣結(jié)構(gòu)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(cè)量氣腔或參考?xì)馇贿B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(cè)量結(jié)構(gòu)為差壓傳感器。

所述的壓力測(cè)量結(jié)構(gòu)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(zhì)，內(nèi)部富有彈性能貼合測(cè)量部位。

所述的壓力測(cè)量結(jié)構(gòu)的量程為0-200mmHg。

所述的可開(kāi)閉通路上設(shè)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(kāi)閉通路的開(kāi)閉。

一種使用所述的裝置進(jìn)行脈搏波測(cè)量的方法，包括以下步驟：

S1，彈性氣囊固定于測(cè)量部位，控制器開(kāi)啟可開(kāi)閉通路，充放氣結(jié)構(gòu)對(duì)測(cè)量氣腔和參考?xì)馇怀錃?，同時(shí)壓力測(cè)量結(jié)構(gòu)測(cè)量測(cè)量氣腔內(nèi)的氣壓值；

S2，當(dāng)測(cè)量氣腔內(nèi)的氣壓值達(dá)到設(shè)定要求時(shí)，控制器令充放氣結(jié)構(gòu)停止充氣；

S3，氣壓穩(wěn)定后，控制器關(guān)閉可開(kāi)閉通路，壓力測(cè)量機(jī)構(gòu)監(jiān)測(cè)測(cè)量氣腔的壓力，差壓測(cè)量機(jī)構(gòu)測(cè)量參考?xì)馇慌c測(cè)量氣腔之間的壓力差；

S4，控制器根據(jù)一段時(shí)間內(nèi)的壓力測(cè)量機(jī)構(gòu)和差壓測(cè)量機(jī)構(gòu)測(cè)量得到的波形，計(jì)算得到脈搏波；

S5，控制器令充放氣結(jié)構(gòu)對(duì)測(cè)量氣腔和參考?xì)馇环艢?，測(cè)量結(jié)束。

所述的步驟S3中，可開(kāi)閉通路關(guān)閉后，壓力測(cè)量結(jié)構(gòu)測(cè)量參考?xì)馇换驕y(cè)量氣腔的壓力，以實(shí)現(xiàn)壓力監(jiān)控。

與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明具有以下優(yōu)點(diǎn)：

(1)由于脈搏波是一種較弱的生理信號(hào)，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(guī)的表壓壓力傳感器檢測(cè)，檢測(cè)到的是血管壓力的變化，而其中有效的脈搏波信號(hào)只使用量程中的很小一部分，由此造成脈搏波的測(cè)量精度低。本發(fā)明采用差壓方式記錄脈搏波，通過(guò)參考?xì)馇缓蜏y(cè)量氣腔的差壓對(duì)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(cè)量的精確度大大提高。

(2)使用氣泵對(duì)氣腔進(jìn)行充氣和排氣，配合電磁閥的動(dòng)作，可以精確控制氣腔所希望達(dá)到的氣壓值，該設(shè)定壓力值一般設(shè)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(guò)設(shè)置成恒定的壓力值，單次測(cè)量所獲得的脈搏波幅值具有可對(duì)比性，可用于判斷脈搏波的強(qiáng)弱。

(3)基于差壓傳感器測(cè)量脈搏波，在測(cè)量過(guò)程中，參考?xì)馇缓蜏y(cè)量氣腔同源，使得差壓傳感器的兩個(gè)氣壓基線(xiàn)相同，可以獲取的信號(hào)信噪比最大。在充氣過(guò)程中，充氣電磁閥和氣腔電磁閥導(dǎo)通，排氣電磁閥關(guān)閉，待氣腔內(nèi)壓力達(dá)到設(shè)定值時(shí)，先控制充氣電磁閥關(guān)閉，延時(shí)一定時(shí)間再關(guān)閉氣腔電磁閥以保證參考?xì)馇缓蜏y(cè)量氣腔氣壓穩(wěn)定均衡，由此保證兩腔的氣壓基線(xiàn)完全相等，在此情況下差壓傳感器所輸入的信號(hào)幅度基本上就是脈搏波的幅值范圍。基本消除參考腔和測(cè)量腔之間的系統(tǒng)氣壓誤差，使得脈搏波的信噪比最大，以得到更加精確的測(cè)量結(jié)果。

(4)彈性氣囊外部硬質(zhì)以隔絕外部氣壓對(duì)測(cè)量的影響，內(nèi)部富有彈性，能夠很好的將被測(cè)部位即皮膚內(nèi)維血管容積變化監(jiān)測(cè)出來(lái)。

(5)使用電磁閥作為執(zhí)行器，控制通路或氣泵的開(kāi)閉，動(dòng)作速度快，靈活性好。

(6)步驟S3的測(cè)量過(guò)程，壓力測(cè)量結(jié)構(gòu)測(cè)量測(cè)量參考?xì)馇换驕y(cè)量氣腔的壓力，以實(shí)現(xiàn)壓力監(jiān)控，從而實(shí)現(xiàn)測(cè)量過(guò)程中氣腔氣壓的動(dòng)態(tài)監(jiān)測(cè)。

附圖說(shuō)明

圖1為本發(fā)明測(cè)量裝置的功能模塊框圖；

圖2為本實(shí)施例結(jié)構(gòu)原理圖；

圖3為基于本發(fā)明方法獲得的脈搏波波形圖。

附圖標(biāo)記：

1為氣泵；2為充氣電磁閥；3為排氣電磁閥；4為參考?xì)馇唬?為氣腔電磁閥；6為測(cè)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(jì)算與控制單元；11為控件顯示單元。

具體實(shí)施方式

下面結(jié)合附圖和具體實(shí)施例對(duì)本發(fā)明進(jìn)行詳細(xì)說(shuō)明。本實(shí)施例以本發(fā)明技術(shù)方案為前提進(jìn)行實(shí)施，給出了詳細(xì)的實(shí)施方式和具體的操作過(guò)程，但本發(fā)明的保護(hù)范圍不限于下述的實(shí)施例。

實(shí)施例

如圖1、圖2所示，本發(fā)明設(shè)計(jì)的脈搏波測(cè)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(gè)部分組成。氣腔模塊包括參考?xì)馇?和測(cè)量氣腔5，測(cè)量部位彈性囊(指套或腕套)屬于測(cè)量氣腔；氣泵1實(shí)現(xiàn)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(guò)測(cè)量氣腔6和參考?xì)馇?的差壓對(duì)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?xì)馇?和測(cè)量氣腔6的密閉阻隔；軟件部分包括計(jì)算與控制單元10和控件顯示單元11，計(jì)算與控制單元10分為兩個(gè)功能模塊，計(jì)算模塊和控制模塊。計(jì)算模塊對(duì)傳感器采集到的輸入信號(hào)，進(jìn)行計(jì)算處理，以獲得需要的信號(hào)，在具體實(shí)施例中，輸入到控件顯示單元11；控制模塊對(duì)測(cè)量裝置中的氣泵1、電磁閥組實(shí)施動(dòng)作控制，在不同的測(cè)量階段，與其進(jìn)行通訊以控制相應(yīng)的動(dòng)作?？丶@示單元11實(shí)現(xiàn)對(duì)采集到的數(shù)據(jù)信號(hào)進(jìn)行計(jì)算顯示，對(duì)相關(guān)組件進(jìn)行設(shè)置控制。

其中，氣泵1采用的是一種微型氣泵，由計(jì)算與控制單元10控制其對(duì)氣腔進(jìn)行充氣和排氣，配合電磁閥的開(kāi)關(guān)動(dòng)作能夠使氣腔壓力精確達(dá)到系統(tǒng)設(shè)定值。

氣腔主要包括兩個(gè)部分，參考?xì)馇?和測(cè)量氣腔6，測(cè)量氣腔6包括固定在測(cè)量部位的彈性氣囊9，彈性氣囊9在此實(shí)施例中做成指套模樣，外部硬質(zhì)以隔絕外部氣壓對(duì)測(cè)量的影響，內(nèi)部氣囊富有彈性以貼合測(cè)量部位，能夠很好的將指端末梢微血管的容積變化監(jiān)測(cè)出來(lái)，反映在測(cè)量氣腔6的氣壓值在設(shè)定值上下波動(dòng)。參考?xì)馇?為充氣通路與測(cè)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(cè)量階段密閉一段空氣作為差壓傳感器的參考?xì)鈮?。氣?充氣時(shí)，氣腔電磁閥5導(dǎo)通，參考?xì)馇?和測(cè)量氣腔6被充氣，當(dāng)表壓傳感器8監(jiān)測(cè)到壓力達(dá)到設(shè)定值時(shí)，計(jì)算與控制單元10的控制模塊控制充氣電磁閥2關(guān)閉。參考?xì)馇?和測(cè)量氣腔6中的壓力在穩(wěn)定均衡一段時(shí)間后，參考?xì)馇?和測(cè)量氣腔6之間的氣腔電磁閥5關(guān)閉，測(cè)量氣腔6因?yàn)闇y(cè)量部位容積的變化而形成在一定壓力范圍內(nèi)(設(shè)定壓力值+容積變化引起的壓力值)的波動(dòng)，參考?xì)馇?保持在參考?xì)馇?和測(cè)量氣腔6隔斷時(shí)的壓力值而不會(huì)發(fā)生波動(dòng)。

氣泵1是測(cè)量系統(tǒng)中的供氣和排氣模塊，實(shí)現(xiàn)通過(guò)充氣通路向參考?xì)馇?和測(cè)量氣腔6內(nèi)充氣和排氣的功能，并且可根據(jù)需要設(shè)置向氣腔模塊泵入的壓力，該壓力一般設(shè)置為略低于舒張壓，氣泵的開(kāi)關(guān)動(dòng)作由計(jì)算與控制單元10的控制模塊控制。

傳感器組包括兩類(lèi)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(jī)上設(shè)置所需要的設(shè)定值，在充氣過(guò)程中，氣泵1開(kāi)啟充氣功能，充氣電磁閥2和氣腔電磁閥5處于導(dǎo)通狀態(tài)，排氣電磁閥3處于關(guān)閉狀態(tài)，表壓傳感器8監(jiān)測(cè)充氣過(guò)程中氣腔模塊內(nèi)部所達(dá)到的氣壓值。當(dāng)表壓傳感器8監(jiān)測(cè)的氣壓達(dá)到設(shè)定值時(shí)，計(jì)算與控制單元10發(fā)出指令，充氣電磁閥關(guān)閉2，氣泵1停止工作。此時(shí)，參考?xì)馇?和測(cè)量氣腔6還處于導(dǎo)通狀態(tài)，目的是使兩個(gè)氣腔內(nèi)的氣壓穩(wěn)定均衡，消除系統(tǒng)誤差。待穩(wěn)定均衡一段時(shí)間后，計(jì)算與控制單元10發(fā)出指令，氣腔電磁閥5關(guān)閉，參考?xì)馇?和測(cè)量氣腔6被密閉阻隔，不考慮彈性氣囊9的輸入壓力，參考?xì)馇?和測(cè)量氣腔6的壓力基線(xiàn)值相等。在測(cè)量過(guò)程中，固定在指端的彈性氣囊9能夠?qū)⒅付四┥椅⑿脱艿娜莘e變化反應(yīng)在測(cè)量氣腔6的壓力波動(dòng)上，表壓傳感器8能夠?qū)崟r(shí)監(jiān)測(cè)。差壓傳感器7一端連接參考?xì)馇?，另一端連接測(cè)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(jiān)測(cè)出來(lái)。監(jiān)測(cè)到信號(hào)在計(jì)算與控制單元10中經(jīng)過(guò)濾波放大處理，經(jīng)過(guò)A/D轉(zhuǎn)換在控件顯示單元11顯示。如果對(duì)壓力設(shè)定值、包括差壓傳感器7的數(shù)據(jù)采集通路進(jìn)行定量校正，可以精確測(cè)量脈搏波的波動(dòng)幅值以進(jìn)行對(duì)比。

電磁閥組由三個(gè)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(guò)程中，充氣電磁閥2和氣腔電磁閥5導(dǎo)通，排氣電磁閥3關(guān)閉，氣腔模塊氣壓達(dá)到設(shè)定值后控制部分發(fā)出指令關(guān)閉充氣電磁閥2，待參考?xì)馇?和測(cè)量氣腔6中的氣壓穩(wěn)定均衡1-2秒后關(guān)閉氣腔電磁閥5以開(kāi)始脈搏波測(cè)量；在測(cè)量完成后，控制部分發(fā)出指令打開(kāi)氣腔電磁閥5和排氣電磁閥3，關(guān)閉充氣電磁閥2，實(shí)現(xiàn)排氣功能。

圖3所示的是系統(tǒng)測(cè)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(shí)間，單位為s。