基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置及方法

摘要

一种基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置及方法，包括第一脉搏波采集通道和第二脉搏波采集通道，第一脉搏波采集通道和第二脉搏波采集通道同脉搏波模拟处理装置相连接，脉搏波模拟处理装置也同单片机相信号连接，单片机同电源模块相电连接，单片机通过无线模块同手持终端相信号连接，单片机还同脉搏波速度测量模块通信连接，单片机即为中央控制处理单元，所述的单片机内部包含有由单片机处理器控制连接的时钟电路、存储器、定时器、A/D转换器以及I/O接口，并结合其测量方法可有效减小延时误差。

说明书

技术领域

本发明属于针对脉搏波速度生理参数的测量技术领域，具体涉及一种基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置及方法。

背景技术

目前脉搏波速度是一种生理参数，该生理参数作为从人体获取的中间结果的信息或者处理信息，在相应的研究领域是非常重要的参数，因为脉搏波的传导速度跟血压具有正相关的关系，所用在动态血压监护方面可以把对脉搏波的测量来代替对血压的监护。理论研究和实验验证表明，脉搏波速度即PWV跟血管壁的弹性有相关性，而当前最为普遍的电子血压计并不能很好地测量出脉搏波速度生理参数。20世纪20年代以来，国外在脉搏波速度的测量方面做了大量的研究， 并有相应的产品问世。早在1922年，Brammwell 等便开始对脉搏波速度进行测量以了解动脉的弹性；国内在这方面的研究工作还比较少，未能生产出用于临床医疗的产品。

目前在临床和科研上用得最多的脉搏波速度生理参数测量系统主要有两种：由英国ScanMed Medical Instruments公司研发的SphgmoCor系统以及由法国Artech Medical单位研发的Complior系统。这两种系统均选择颈动脉和股动脉作为测量点，但是他们采集数据所用的传感器以及计算脉搏波速度所用的方法都有差异。SphgmoCor以三个心电图作为参照，采用单通道的系统，记录脉搏波采用了一种动脉张力计，把得到的两个被测量脉搏波信号的起始点处的时间差当作脉搏波的传递时间；Complior是双通道的系统，把机械式的换能器作为传感器，把两个测量点处的脉搏波信号的上升支斜率最大值所在点对应的时间差当作脉搏波信号的传递时间。以上的两种脉搏波测量系统在总体上是采用了压电传感器来记录位于体表动脉的搏动产生的脉搏波，要准确的测量到脉搏波必须经过专门的训练，需要专业和技能，操作的复杂性以及其昂贵的价格限制其广泛应用。

日本科林公司的VP -1000 测量仪和韩国的PP -1000 都是利用波形最低点和心音相结合原理进行设计，采用的方法为加压袖带和压力传感器的方式检测脉搏波动。利用袖带进行脉搏波速度测量时，由于采用加压袖带的方法测量上臂和下肢的脉搏波波形，对应于每次袖带中压力传感器位置的不同，人为的袖带松紧程度不同，将导致测量到的波形不同，因而最低点的位置将受到影响。

国内的徐燕等研发人员从流体力学原理出发，分析动脉弹性与脉搏波速度的关系，研制了同时采用袖带压力传感器和光电容积传感器的脉搏波速度生理参数测量系统。这种方法利用加压袖带和压力传感器采集人体上肢动脉的压力波波形，利用光电容积脉搏波采集食指指端动脉。这样就可以在一条手臂上完成测量工作，使测量过程简单化。此种算法测量简单，在计算脉搏波速度时，传导距离为袖带传感器到食指端的距离。在软件数据处理上采用峰值法，对于在一个周期内出现多个峰值，只需要通过一个简单的阈值就可以找出最大峰值，即主波峰值。但是，脉搏波波形的峰值容易受反射波的影响而发生偏移，导致测量结果和实际值有一定的差距，所以此方法的测量精度有待于临床证实。

应用光电传感器来测量脉搏波传导速度的系统在临床上目前应用很少，仍然主要处于研发阶段，其中具有代表性的脉搏波测量系统是以Yung-Kang Chen所在的研究小组研究的基于双通道的脉搏波信号测量系统，此系统采用的是透射式的光电传感器，把手指与脚趾作为了两个被测量点，由于对于不同个体，两测量点所经过的血管的长度不容易准确计算，因此会产生较大误差，并且因为透射式的光电传感器在对测量点选择方面有很大的局限性，因而系统在使用时有很大的不方便。

计算脉搏波时间延迟是计算脉搏波速度的关键，其测量误差越大，计算的脉搏波速度误差越大。求解两路脉搏波时间延迟，一般的方法是基于脉搏波标示点的方法，通过选择脉搏波标示点定位脉搏波，从而计算脉搏波延迟时间，基于标示点的选取，测量延时时间的方法有以下几种：

1.利用切线交点测量脉搏波延迟：切线法会增加计算的误差，降低测量精度。

2.利用最低点法测量：利用袖带进行PWV测量每次袖带位置不同，袖带松紧度不同，都将会导致测量的波形不同，从而导致测量结果存在误差。

3.利用峰值法测量：利用光电传感器采集人体食指上的脉搏波信号，这样在一支胳膊上完成了测量工作，但是采集的信号压力脉搏波和容积脉搏波两种信号，由于数据采集的原理不同，所以选择了峰值点作为参考点，但是波峰容易受到反射波影响，导致测量值与实际值存在一定差距。

4.利用斜率最大点：把脉搏波斜率最大点作为测量标示点，采用差分阈值的方法求斜率最大点，根据脉搏波前沿上升支中的斜率最大点作为标志点，对于一些老年人脉搏波波足的起始点容易受到前一周期的舒张期的影响，不容易提取。

通过上述方法测量的结果，延时误差太大而且非常不可靠。

发明内容

本发明的目的是提供一种基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置及方法，包括第一脉搏波采集通道和第二脉搏波采集通道，第一脉搏波采集通道和第二脉搏波采集通道同脉搏波模拟处理装置相信号连接，脉搏波模拟处理装置也同单片机相信号连接，单片机同电源模块相电连接，单片机通过无线模块同手持终端相信号连接，单片机还同脉搏波速度测量模块通信连接，单片机为中央控制处理单元，所述的单片机内部包含有由单片机处理器控制连接的时钟电路、存储器、定时器、A/D转换器以及I/O接口，并结合其测量方法可有效减小延时误差。

为了克服现有技术中的不足，本发明提供了一种基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置及方法，具体如下：

一种基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置，包括第一脉搏波采集通道1和第二脉搏波采集通道2，第一脉搏波采集通道1和第二脉搏波采集通道2同脉搏波模拟处理装置3相信号连接，脉搏波模拟处理装置3也同单片机5相信号连接，单片机5同电源模块4相电连接，单片机5通过无线模块6同手持终端8相信号连接，单片机5还同脉搏波速度测量模块7通信连接，单片机5即为中央控制处理单元，所述的单片机5内部包含有由单片机5处理器控制连接的时钟电路、存储器、定时器、A/D转换器以及I/O接口。

所述的基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置能够通过有线通信接口或者无线通信接口分别以有线连接或者无线连接的方式以计算机相连接。

所述的单片机5为STM32 的CM3系列单片机5，其最大RAM容量大小为20K，其FLASH存储芯片容量大小为128K。

所述的电源模块4包括稳压电源电路，所述的第一脉搏波采集通道1和第二脉搏波采集通道2由双通道光电传感器构成，构成双通道光电传感器的第一通道组件和第二通道组件分别形成第一脉搏波采集通道1和第二脉搏波采集通道2，第一通道组件和第二通道组件为同一型号的通道组件，所述的双通道光电传感器按工作方式归属于光电容积脉搏波传感器，所述的脉搏波模拟处理装置3由两个脉搏波模拟处理分组件构成，每个脉搏波模拟处理分组件由各自的一级放大电路101、二级放大电路102、低通滤波电路103、50HZ带阻滤波电路104、三级放大电路105、差分放大电路106和低通限幅电路107顺次两两串联连接而成，其中一个脉搏波模拟处理分组件的一级放大电路101同第一脉搏波采集通道1相连接，另一个脉搏波模拟处理分组件的一级放大电路101同第二脉搏波采集通道2相连接，每个脉搏波模拟处理分组件的低通限幅电路107均与单片机5相连接。

第一通道组件和第二通道组件均为光电传感器。

所述的基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置的测量方法，步骤如下：

步骤1：首先通过双通道光电传感器的第一通道组件和第二通道组件分别通过小拇指的测量点和无名指的测量点来采集小拇指的脉搏波数据和无名指的脉搏波数据，小拇指的脉搏波数据和无名指的脉搏波数据构成了双路脉搏波数据；

步骤2: 所采集到的小拇指的脉搏波数据和无名指的脉搏波数据以光敏输出电流的形式各自分别经由第一脉搏波采集通道1和第二脉搏波采集通道2传递到脉搏波模拟处理装置3中，处理后得到小拇指的脉搏波模拟信号和无名指的脉搏波模拟信号，由此完成了双路脉搏波数据预处理得到了预处理后的双路脉搏波信号，另外在双路脉搏波数据预处理过程中脉搏波模拟处理装置3还实现对双路脉搏波信号延时不对称补偿中的硬件延时补偿；

步骤3：将预处理后的双路脉搏波信号发送到单片机5中，单片机5处理器进行初始化后操纵A/D转换器分别对小拇指的脉搏波模拟信号和无名指的脉搏波模拟信号以按预设的时间段切换的方式进行数据采样，数据采样后，单片机5处理器启动脉搏波速度测量模块7根据小拇指的脉搏波模拟信号的采样均值和无名指的脉搏波模拟信号的采样均值所反映的脉搏波的波形进行识别，即遍历对应的所反映的脉搏波的波形，如果波形连续上升时间在100ms-300ms范围内，则认为对应的脉搏波输入正常；

另外在数据采样过程中，结合双通道光电传感器的第一通道组件与第二通道组件的数据采集的平稳过渡过程，单片机5处理器通过判断如果该平稳过渡过程中出现的连续直线的连续时间大于1ms，则将此次数据采样做无效处理；

步骤4：脉搏波速度测量模块7根据小拇指的脉搏波模拟信号的采样均值或无名指的脉搏波模拟信号的采样均值所反映的脉搏波的波形根据数据采样过程中的采样率的位数，从采样率的最后一位开始向前顺序去除掉预设的去除位数数量来减小量化误差的影响，脉搏波速度测量模块7根据小拇指的脉搏波模拟信号的采样均值或无名指的脉搏波模拟信号的采样均值所反映的脉搏波的波形来确定出小拇指的脉搏波的波形最大值、小拇指的脉搏波的波形最小值、无名指的脉搏波的波形最大值以及无名指的脉搏波的波形最小值，另外脉搏波速度测量模块7还对小拇指的脉搏波模拟信号的采样均值和无名指的脉搏波模拟信号的采样均值所反映的脉搏波的波形进行零点调整和波形幅值归一化处理，即脉搏波波形的每一个点减去其最小值点来进行零点调整，而小拇指的脉搏波的幅值和无名指的脉搏波的幅值调整得趋于一致就实现了波形幅值归一化；脉搏波速度测量模块7根据脉搏波速度范围为5m/s~15m/s的条件以及小拇指的测量点和无名指的测量点的距离，导出小拇指的脉搏波和无名指的脉搏波的时间延迟范围，再结合基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置的系统延迟和传感器延迟，预设出待使用的互相关函数法所需要的互相关函数值来减小运算量，这样脉搏波速度测量模块7根据所需要的互相关函数值利用互相关函数法导出小拇指的脉搏波和无名指的脉搏波的时间延迟；

步骤5：脉搏波速度测量模块7进行双路脉搏波信号延时不对称补偿中的软件延时补偿；接着通过手动测量来获取两个测量点的血管距离差                                                ；

步骤6：脉搏波速度测量模块7根据脉搏波速度PWV求解公式（8）导出脉搏波速度PWV生理参数值，公式（8）如下所示：

                                       (8)

式(8)中PWV为脉搏波速度，脉搏波速度取值范围为5m/s~15m/s，t为小拇指的脉搏波和无名指的脉搏波的时间延迟。

应用本发明上述方案，本发明的技术特征如下：

(1)双通道光电传感器分别测量无名指与小拇指出的脉搏波数据。

(2)脉搏波模拟处理装置3。

(3)互相关函数法导出脉搏波时间延时。

(4)脉搏波模拟处理装置3的补偿办法，通过调整放大器放大倍数和放大器滤波因子改变了传感器的不对称性影响，补偿了由于硬件不对称导致的脉搏波波形形状不一致。通过互换手指进行两次交替测量就计算出两路脉搏波信号处理电路的延时补偿量。

(5)测量计算得到脉搏波速度，测量的两个点物理距离为厘米级，减小了测量装置的尺寸。

（6）利用脉搏波生理参数可以获得血管弹性状态值。 

由这些技术特征，本发明有其非常独特的优点：

(1) 脉搏波的两个测量点安装在结构一致的大小手指上，因此，两个测试点的波形非常一致，相关性很好。

(2) 双通道光电传感器的电路结构，固定方式一致，因此，对互相关函数的计算影响较小。

(3) 两个测试点的外界环境和电磁干扰信号非常的相似，采用互相关函数法计算可以减小外界干扰对测量结果的影响。

附图说明

图l为本发明的基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置的连接结构示意图。

图2为本发明的脉搏波模拟处理装置3的内部连接结构示意图。

具体实施方式

本发明的目的是研制一套操作方便、低功耗、测量准确稳定以及便携式的基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置及方法。 

本发明采用了双通道光电传感器采集血管舒张状态，通过双通道光电传感器，采集小拇指和无名指的脉搏波，通过脉搏波模拟处理装置3把信号调理放大，经脉搏波模拟处理装置3还能得到稳定的脉搏波波形。经过计算处理得出脉搏波波形中间值和脉搏波速度生理参数。

本发明的另一目的在于提供一种基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置的测量方法，通过双通道光电传感器，采集小拇指和无名指的脉搏波波形，再根据手掌动脉血管分布图，小拇指和无名指动脉血管起源于手心的同一个动脉管，且这两个手指的长度相差较大。通过测量脉搏波传播到达无名指与小拇指的时间差，再测量两个测量点的物理距离，就可以换算出脉搏波速度。

下面结合附图和实施例对发明内容作进一步说明：

参照图1和图2 所示，一种基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置，包括第一脉搏波采集通道1和第二脉搏波采集通道2，第一脉搏波采集通道1和第二脉搏波采集通道2同脉搏波模拟处理装置3相信号连接，脉搏波模拟处理装置3也同单片机5相信号连接，单片机5同电源模块4相电连接，单片机5通过无线模块6同手持终端8相信号连接，单片机5还同脉搏波速度测量模块7通信连接，单片机5即为中央控制处理单元，所述的单片机5内部包含有由单片机5处理器控制连接的时钟电路、存储器、定时器、A/D转换器以及I/O接口。

所述的基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置能够通过有线通信接口或者无线通信接口分别以有线连接或者无线连接的方式以计算机相连接。

所述的单片机5为STM32 的CM3系列单片机5，其最大RAM容量大小为20K，其FLASH存储芯片容量大小为128K。。

所述的电源模块4包括稳压电源电路，所述的第一脉搏波采集通道1和第二脉搏波采集通道2由双通道光电传感器构成，构成双通道光电传感器的第一通道组件和第二通道组件分别形成第一脉搏波采集通道1和第二脉搏波采集通道2，第一通道组件和第二通道组件为同一型号的通道组件，所述的双通道光电传感器按工作方式归属于光电容积脉搏波传感器，所述的脉搏波模拟处理装置3由两个脉搏波模拟处理分组件构成，每个脉搏波模拟处理分组件由各自的一级放大电路101、二级放大电路102、低通滤波电路103、50HZ带阻滤波电路104、三级放大电路105、差分放大电路106和低通限幅电路107顺次两两串联连接而成，所述的一级放大电路101采用20K的电阻将电流转换为毫伏级的电压信号，为了保证脉搏波信号的完整性，一级放大电路101的通带在20Hz基准范围内，并选用了高输入阻抗，皮安级偏置电流的LMV358集成电路，这样一级放大器对双通道光电传感器的影响非常小，保证了双通道光电传感器信号的完整性，一级放大电路101的正端输入为偏置电压，使得输出的交流信号在偏置电压上下变化，构成交流放大电路，交流放大电路的自适应过程，能够抑制双通道光电传感器直流分量对该电路的影响，低通滤波电路103截止频率为15Hz，二级放大电路102的正极输入一个固定的偏置电压，为交流量提供了一个正的零点电压，该电路放大倍数为14倍上下，电路具备低通滤波功能，截止频率为40Hz左右，输入电阻为高阻值，减小该电路对一级放大电路101输出的影响，该二级放大电路102主要是放大一级放大电路101放大的一级微弱交流电压信号，并增强信号的驱动能力，为低通滤波电路103稳定信号，50HZ带阻滤波电路104采用双T限波电路，实现对50Hz的工频干扰的抑制，50HZ带阻滤波电路104参数如下：阻带中心处角频率50Hz，带宽20Hz，增益小于2倍，三级放大电路105在50HZ带阻滤波电路104之后，50HZ带阻滤波电路104输出信号的信噪比很高，三级放大电路105的放大倍数把信号放大到伏级以上的电压，但放大器的交流部分都是相对于参考电平，该信号相对于地来说还有很严重的干扰，因此引入差分放大电路106来减小电源纹波对信号的干扰，差分放大电路106针对接收的信号是基于参考电平PID+，该信号相对于地有纹波，而且纹波很大，对信号采集造成很大的影响，因此通过差分运放，输出信号与信号参考电平的差分使得输出信号ADC0信号参考为地，保证信号参考地与采集系统共地，其中一个脉搏波模拟处理分组件的一级放大电路101同第一脉搏波采集通道1相连接，另一个脉搏波模拟处理分组件的一级放大电路101同第二脉搏波采集通道2相连接，每个脉搏波模拟处理分组件的低通限幅电路107均与单片机5相连接。

第一通道组件和第二通道组件均为光电传感器。

所述的基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置的测量方法，步骤如下：

步骤1：首先通过双通道光电传感器的第一通道组件和第二通道组件分别通过小拇指的测量点和无名指的测量点来采集小拇指的脉搏波数据和无名指的脉搏波数据，小拇指的脉搏波数据和无名指的脉搏波数据构成了双路脉搏波数据；

步骤2:所采集到的小拇指的脉搏波数据以光敏输出电流的形式经由双通道光电传感器的第一通道组件传递到与第一通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的一级放大电路101中，而所采集到的无名指的脉搏波数据以光敏输出电流的形式经由双通道光电传感器的第二通道组件传递到与第二通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的一级放大电路101中，与第一通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的一级放大电路101和与第二通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的一级放大电路101分别将各自接收到的光敏输出电流通过电流放大的方式转换为小拇指的脉搏波一级电压信号和无名指的脉搏波一级电压信号，并将小拇指的脉搏波一级电压信号和无名指的脉搏波一级电压信号分别发送到与第一通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的二级放大电路102和与第二通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的二级放大电路102中进行电压放大并增强信号驱动能力，这样就分别得到了小拇指的脉搏波二级电压信号和无名指的脉搏波二级电压信号，然后将小拇指的脉搏波二级电压信号和无名指的脉搏波二级电压信号分别发送到与第一通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的低通滤波电路103和与第二通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的低通滤波电路103中进行低通滤波下的降噪处理，降噪处理后得到的降噪后的小拇指的脉搏波二级电压信号和降噪后的无名指的脉搏波二级电压信号分别发送到与第一通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的50HZ带阻滤波电路104和与第二通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的50HZ带阻滤波电路104中进行对50Hz的工频干扰的抑制处理，由此分别得到抑制处理后的小拇指的脉搏波二级电压信号和抑制处理后的无名指的脉搏波二级电压信号，并把抑制处理后的小拇指的脉搏波二级电压信号和抑制处理后的无名指的脉搏波二级电压信号分别发送到与第一通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的三级放大电路105和与第二通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的三级放大电路105中进行电压放大，电压放大后分别得到小拇指的脉搏波三级电压信号和无名指的脉搏波三级电压信号，并将小拇指的脉搏波三级电压信号和无名指的脉搏波三级电压信号分别发送到与第一通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的差分放大电路106和与第二通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的差分放大电路106中进行差分运放处理，差分处理后分别得到了小拇指的脉搏波差分处理后信号和无名指的脉搏波差分处理后信号，然后将小拇指的脉搏波差分处理后信号和无名指的脉搏波差分处理后信号分别发送到与第一通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的低通限幅电路107和与第二通道组件相连接的脉搏波模拟处理分组件的低通限幅电路107中进行低通限幅处理，低通限幅处理后得到小拇指的脉搏波模拟信号和无名指的脉搏波模拟信号，由此完成了双路脉搏波数据预处理得到了预处理后的双路脉搏波信号，另外在双路脉搏波数据预处理过程中还能通过调整脉搏波模拟处理装置3中的一级放大电路101、二级放大电路102、低通滤波电路103、50HZ带阻滤波电路104、三级放大电路105、差分放大电路106或者低通限幅电路107的放大倍数或者滤波因子使得小拇指的脉搏波模拟信号的输出波形和无名指的脉搏波模拟信号的输出波形趋于一致，并且结合调整三级放大电路105的延时参数来实现小拇指的脉搏波模拟信号的输出波形和无名指的脉搏波模拟信号的输出波形稳定一致，这样就实现了双路脉搏波信号延时不对称补偿中的硬件延时补偿；

步骤3：将预处理后的双路脉搏波信号发送到单片机5中，首先单片机5处理器进行初始化，该初始化为设定预设的信号标志量FLAG的值为非1的整数，并将预设的数据上升时间变量的初值设定为0，然后单片机5处理器操纵A/D转换器分别对小拇指的脉搏波模拟信号和无名指的脉搏波模拟信号以按预设的时间段切换的方式进行数据采样，所述的数据采样为在数据采样过程中，对每一个采样点采用多次采样的方式来避免小拇指的脉搏波模拟信号或无名指的脉搏波模拟信号的随机干扰，所述的数据采样首先进行采样的采样频率设定，采样的采样频率是在结合单片机5的内存中RAM容量大小和FLASH存储芯片容量大小的限制、小拇指的测量点和无名指的测量点的体表距离差并保证1m/s的脉搏波速度分辨率条件下得到的小拇指的脉搏波模拟信号或无名指的脉搏波模拟信号的波形采样间隔范围中，而小拇指的测量点和无名指的测量点的体表距离差为2cm,另外脉搏波速度的范围为5m/s至15m/s之间，在保证1m/s的脉搏波速度分辨率条件下波形采样间隔范围必须小于或者等于0.1ms，但采样率越高，单位时间内采集的数据量越多，由于单片机5的内存中RAM容量大小和FLASH存储芯片容量大小的限制，单片机5处理器选择一个0.1 ms的波形采样间隔来作为A/D转换器的波形采样间隔，以此波形采样间隔所决定的频率作为采样频率，采样时间设定为1.5s,这样对于小拇指的脉搏波模拟信号的采样值或无名指的脉搏波模拟信号的采样值的数量能达到2万个数据点，设定了低频采样频率和采样频率后，根据预设的时间段切换的方式，单片机5处理器操纵A/D转换器按照设定的采样频率分时间段分别对小拇指的脉搏波模拟信号和无名指的脉搏波模拟信号在设定的采样时间内进行采样，在采样过程中单片机5处理器通过定时器设定预定的定时间间隔来进行循环中断操作，循环中断操作即每经过一个定时时间间隔，定时器就发送一个中断信号给单片机5处理器，单片机5处理器就执行获取采样值操作，该获取采样值操作就是通过DMA方式从A/D转换器的寄存器中获取设定数量的小拇指的脉搏波模拟信号的采样值或无名指的脉搏波模拟信号的采样值，然后对小拇指的脉搏波模拟信号的采样值或无名指的脉搏波模拟信号的采样值进行均值滤波，即对小拇指的脉搏波模拟信号的采样值或无名指的脉搏波模拟信号的采样值去除最大值和最小值后求平均来处理，将均值滤波后得到的小拇指的脉搏波模拟信号的采样均值或无名指的脉搏波模拟信号的采样均值放入单片机5的FIFO队列中，并且将循环中断次数进行统计，单片机5处理器随后进行波形识别，波形识别是通过上升时间长度来判定的，即判断此次循环中断操作中得到的小拇指的脉搏波模拟信号的采样均值或无名指的脉搏波模拟信号的采样均值是否处于数据上升阶段，如果处于数据上升阶段，就将定时间间隔累加到数据上升时间变量的值上并返回循环中断操作，如果不处于数据上升阶段且数据上升时间变量的值在100 ms -500ms范围内，单片机5处理器就认定脉搏波波形有效，将信号标志量FLAG的值设置为1并返回循环中断操作，两个操作中的另一个操作为单片机5处理器判断信号标志量FLAG的值是否为1，如果信号标志量FLAG的值不为1，返回循环中断操作， 如果该信号标志量FLAG的值为1，单片机5处理器就将此次循环中断操作中得到的小拇指的脉搏波模拟信号的采样均值或无名指的脉搏波模拟信号的采样均值存入单片机5的FLASH存储芯片中，而FLASH存储芯片存储所被专用空间达到90K字节的空间，数据采样后，单片机5处理器启动脉搏波速度测量模块7根据小拇指的脉搏波模拟信号的采样均值和无名指的脉搏波模拟信号的采样均值所反映的脉搏波的波形进行识别，即遍历对应的所反映的脉搏波的波形，如果波形连续上升时间在100ms-300ms范围内，则认为对应的脉搏波输入正常；

另外在数据采样过程中，结合双通道光电传感器的第一通道组件与第二通道组件的数据采集的平稳过渡过程，单片机5处理器通过判断如果该平稳过渡过程中出现的连续直线的连续时间大于1ms，则将此次数据采样做无效处理；

步骤4：脉搏波速度测量模块7根据小拇指的脉搏波模拟信号的采样均值或无名指的脉搏波模拟信号的采样均值所反映的脉搏波的波形根据数据采样过程中的采样率的位数，从采样率的最后一位开始向前顺序去除掉预设的去除位数数量来减小量化误差的影响，根据采样率为12位，去除掉2位来减小量化误差的影响，脉搏波速度测量模块7根据小拇指的脉搏波模拟信号的采样均值或无名指的脉搏波模拟信号的采样均值所反映的脉搏波的波形来确定出小拇指的脉搏波的波形最大值、小拇指的脉搏波的波形最小值、无名指的脉搏波的波形最大值以及无名指的脉搏波的波形最小值，另外不同的测量点，光电容积脉搏波的波形幅值、峰峰值与水平位置都有细微的差别，为了提高测量计算精度，脉搏波速度测量模块7还对小拇指的脉搏波模拟信号的采样均值和无名指的脉搏波模拟信号的采样均值所反映的脉搏波的波形进行零点调整和波形幅值归一化处理，即脉搏波波形的每一个点减去其最小值点来进行零点调整，而小拇指的脉搏波的幅值和无名指的脉搏波的幅值调整得趋于一致就实现了波形幅值归一化；每得到一个互相关函数值，其计算量为15000次乘积运算和15000次加法运算，其在STM32单片机5中耗时大概10ms，而且数据从FLASH中直接读取，使得消耗的时间更长。如果要得到整个互相关函数值，需要重复上述计算量15000次，这个耗时是让人很难接受的，这样脉搏波速度测量模块7根据脉搏波速度范围为5m/s~15m/s的条件以及小拇指的测量点和无名指的测量点的距离，导出小拇指的脉搏波和无名指的脉搏波的时间延迟范围，再结合基于光电容积的脉搏波速度生理参数的测量装置的系统延迟和传感器延迟，预设出待使用的互相关函数法所需要的互相关函数值来减小运算量，由此只要计算前后500个互相关函数值就可以满足需要，这样脉搏波速度测量模块7根据所需要的互相关函数值利用互相关函数法导出小拇指的脉搏波和无名指的脉搏波的时间延迟，具体来说，利用公式（5）和公式（6）的互相关函数法如下所示：

采样的小拇指的脉搏波的样本函数和无名指的脉搏波的样本函数分别为和，则其互相关函数为：

                        (5)

公式(5)中为互相关函数的时间延时序列，和分别为小拇指的脉搏波的互相关函数和无名指的脉搏波的互相关函数，对应的波形采样间隔为，的值为0.1ms，采样点数为，因此采样时间，当采样时间为一个脉搏周期时，和 函数只有一个最大值，该最大值对应的序列号为：

                                               (6)

步骤5：脉搏波模拟处理装置3的元器件精度不一致，使得脉搏波模拟处理装置3对脉搏波时间延时有差异性。为了减小电路不对称对测量造成的误差，脉搏波速度测量模块7进行双路脉搏波信号延时不对称补偿中的软件延时补偿，软件延时补偿的过程是：首先进行第一次测量，第一次测量即通过第一通道组件采集小拇指的脉搏波数据，第二通道组件采集无名指的脉搏波数据，并且在采集时调整身体坐姿和手掌状态使得手掌与心脏在同一水平面上，再利用互相关函数法将第一次测量的互相关时间序列偏移和第一次测量的波形采样间隔相乘得到第一次测量的小拇指的脉搏波和无名指的脉搏波的时间延迟；然后进行第二次测量，第二次测量即通过第二通道组件采集小拇指的脉搏波数据，第一通道组件采集无名指的脉搏波数据，并且在采集时调整身体坐姿和手掌状态使得手掌与心脏在同一水平面上，再利用互相关函数法将第二次测量的互相关时间序列偏移和第二次测量的波形采样间隔相乘得到第二次测量的小拇指的脉搏波和无名指的脉搏波的时间延迟；随后脉搏波速度测量模块7通过公式（7）得到延时补偿量：

                                (7)

由此脉搏波到达小拇指的测量点和无名指的测量点这两个测量点的时间延时为+，由此实现了软件延时补偿；接着通过手动测量来获取两个测量点的血管距离差，手动测量的过程是：根据手掌的结构特征和血管分布，手动测量时从两个测量点的血管公共点出发，分别测量血管公共点与两个测量点的距离，即无名指的测量点与血管公共点的距离D1和小拇指的测量点与血管公共点的距离D2，由此就能得到无名指的测量点和小拇指的测量点之间的距离D =D1D2，再根据血管长度是在曲张下的距离，因此无名指的测量点和小拇指的测量点之间的血管距离差大于且，其中为血管曲张常量，取值范围为0.01~0.05，D的取值为2cm；

步骤6：脉搏波速度测量模块7根据脉搏波速度PWV求解公式（8）导出脉搏波速度PWV生理参数值，公式（8）如下所示：

                                       (8)

式(8)中PWV为脉搏波速度，脉搏波速度取值范围为5m/s~15m/s，t为小拇指的脉搏波和无名指的脉搏波的时间延迟。

通过上述实施例，经过五次测量，得到如表1所示的结果：

表1的结果分析如下：

脉搏波速度PWV(m/s)的平均值为5.4800，误差为0.3114，测量误差为5.7%； 

从测量数据结果可以分析，在测量体征参数时，各项指标的测量结果相对较稳定，因此该测量系统稳定性较好。

以上所述，仅是本发明的较佳实施例而已，并非对本发明作任何形式上的限制，虽然本发明已以较佳实施例揭露如上，然而并非用以限定本发明，任何熟悉本专业的技术人员，在不脱离本发明技术方案范围内，当可利用上述揭示的技术内容做出些许更动或修饰为等同变化的等效实施例，但凡是未脱离本发明技术方案内容，依据本发明的技术实质，在本发明的精神和原则之内，对以上实施例所作的任何简单的修改、等同替换与改进等，均仍属于本发明技术方案的保护范围之内。