CN1249919A - 非侵入式血压测量及探测心律不整的方法及装置 - Google Patents

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Abstract

本发明是关于一种以脉搏描记测量法,来测量血压的装置或方法,其特征是脉搏时间差值的测定是与血压的测量一起完成。其后该脉搏时间差值会被存放在储存单位中。脉搏时间差值的分布是于计算单位中被计算,且于比较单位中与预存的参考值相较。当脉搏时间差值的分布或数值超越预定的数值时,将启动指示方法,指示有心律不整的现象。

Description

非侵入式血压测量及探测心律不整的方法及装置
本发明是关于一种非侵入式血压测量且可同步探测心律不整的方法及装置。
测量血压的标准临床方法是将置于肱动脉的手臂区膨胀的扣环(cuff)释放，以听诊方式测量一可听见的声音。该方法被称为Riva/Rocci法，其是藉由分析所谓的Korotkoff脉搏声音而来。首先，非侵入式的血压测量装置是将一麦克风装设于扣环内的整体设计，因而可自动的记录Korotkoff声音。虽然这些装置经证明其结果非常的精确，但是麦克风的位置及人为声音等决定性因素局限了本方法在临床上的使用。已知技术中，心律不整的探测是预防心藏病的一项重要参数。目前已知可利用心电图测得心律不整的活动。由于心律不整及慢性高血压常伴随着产生心血管疾病，如动脉硬化及大脑局部缺血的高危险性，因此应该同时测量患者的血压且以心电图探测心律不整的活动，以可预防前述疾病。
由美国第4,262,674号专利揭露利用Korotkoff声音同时测量血压及测定两次连续脉搏的时间差异。因为上述提及的麦克风摆设位置及人为声音等决定性因素造成该美国专利所述方法实际上是难以实施。而且，该美国专利方法是以对测得的脉搏做精确地连续处理为基础。该方法并不分析于测量中所有的脉搏形态。
利用非侵入式动脉搏动描记方法来测量血压的方法早在1980年代初期就在临床上被采用。该技术需要气压脉搏侦测系统及以微电脑为主的信号分析。由于半导体的技术日新月异，因此目前该装置设以更小，但更有效的微电脑程序及存储体达成更佳效果。所以，非侵入式动脉血压测量方法的精确度及稳定度逐渐改善。
动脉搏动描记式测量法并不侦测脉搏声音，但在泄压的过程中扣环的压力会产生变化，在扣环仅有部份膨胀少量血流通过血管时，将产生脉压。动脉搏动描记式测量装置避免使用麦克风，只需在患者的测量处使用一扣环。所以，该技术不仅广泛的临床上应用，同时也用在不断成长的小型家用血压测量计上。
直到1980年代末期，非侵入式的家用动脉搏动描记式动脉血压测量器被广泛地推广。这类测量器可测定并显现3种数值：动脉的收缩压、动脉的舒张压及脉搏频率(心跳数)；所有的参数都由前述扣环的施用处产生。
这类装置的医学价值极高，且通常可适用于那些为预防而必须定期测量血压的人，以及正在接受高血压或低血压治疗的患者，由于在工业国家中，年龄一取向型(age-dependent)的高血压罹患率极高，因此一般性的血压检查可做为辅助医师检验结果的重要一项检验测定。因为慢性高血压与罹患心血管疾病的危险性间有很大的关连性，如：动脉硬化及脑中风等，对已知动脉血压进行调整，尤其是舒张压的调整，被认为对降低罹患上述疾病的危险非常有效。
此外，大部份心脏的及非心脏的疾病都伴随着心脏节律的不正常。这些现象发生在如冠状动脉的疾病、心肌的疾病及心脏律动异常等状况。在有些情况下，心律不整代表罹患严重的心脏功能不全的危险性提高的早期症状。
有些心律不整的心脏活动具有周边脉压曲线的病理性变异特征。因此，脉压曲线可做为辩认心脏是否发生心律不整的现象。由于压力的搏动均由动脉搏动描记式测量方式监控，所以分析脉搏型态可做为辩识心律不整的指标，脉搏节奏的分析是以分析脉搏时间差为基础，其为两种相关的脉搏特征间的时间期间。
在病理性节奏的状况下，在NIBP(*非侵入式血压*)的连续测量中脉搏时间差将有明显的变异，或是基本上超过生理学的标准。其平均的脉搏时间差将有明显的改变，或是表现过高或过低。下列为测定与临床有相关的心律不整活动：
一心室上方过早收缩因为脉搏消失使变异提高
一心室过早收缩因为脉搏消失使变异提高
一心房纤维性颤动完全是因心律不整使变异提高
一突发性心室上方心搏过速平均时间差降低
一心窦-心搏过速平均时间差降低
一心窦-心搏徐缓平均时间差提高
一心室心搏徐缓平均时间差提高
很不幸的是，由于该并发症状均不明显，患者因此不会注意到有些心律不整的现象。然而，部份这些症状却是显示出患者有严重的心脏功能缺陷。因此，早期诊断治疗可降低严惩的并发症所来的危险。
工业国家中罹患心律不整的人口比例情况相当普遍。例如，0.5％的成年人、3％超过60岁以上的人口及15％超过70岁以上的人口罹患动脉纤维性颤动。
针对已知技术的缺点，本发明的目的特别是提供一种可同时测定血压及心律不整的装置及方法，该装置及方法不仅是可信赖而且能方便操作使用，其适合于家庭使用并且容易制造及便于携带。
本发明的目的可以按下述方式实现，本发明方法其特征在于包括下列步骤：以动脉搏动描记测量脉搏方式测量动脉血管的脉压；在数个连续脉搏跳动期间测量脉搏跳动时间差Tp的值；将测得的数个连续脉搏跳动时间差值Tp储存在一储存单位中；在一计算单位中计算该等脉搏跳动时间差值Tp的分布；将前述脉搏时间差Tp的分布与数值与已预存的生理上及病理上的脉搏时间差Tp的分布与数值在比较单位(17)中进行比较；如果该等的数值及/或脉搏时间差Tp的分布与预存的生理数值及/或脉搏时间差Tp的分布间的差异超过了预定值，则会促使前述比较单位产生一信号，及/或如果该数值及/或脉搏时间差Tp的分布与预存的生理数值及/或脉搏时间差Tp的分布间的差异小于预定值，该比较单位亦会产生一信号。
本发明有关装置的目的可以按下述方式实现，一种非侵入式血压测量及探测心律不整的装置，其特征在于包括：血压监视器；连接到该血压监视器，用来做血压非侵入式动脉搏动描记量测的扣环；时间差测量单位，用以决定两次连续脉搏间的脉搏时间差值Tp；储存单位，用以存放由该血压监视器(21)测得的多次连续脉搏时间差值Tp；计算单位，其用来计算该脉搏时间差值Tp的统计分布；比较单位，用以比较该脉搏时间差值Tp及其统计分布与预存参考值及分布间差异；当该脉搏时间差值Tp或其统计分布与预存的参考值或其分布的差异超越预设值时，该比较单位会配合产生一信号。
根据本发明的技术，其装置可测量并分析脉搏的分布。该脉搏分布的检测是使用储存在装置中代表生理及病理条件的已知的医学判定标准。该医学标准决定在NIBP测量的过程是否要诊断心律不整活动。其是以类似比式、数字式或直接的EDP曲线比较进行转换、计算及比较以达到功效。该装置可储存信号且以批次处理或以线上及时处理。
根据本发明的方法，较佳的实施例是以动脉搏动描记式测量技术于动脉上进行血液脉压测量。以动脉搏动描记式测量技术以测量及分析脉压，可同时对血压进行计算，特别是对收缩压及舒张压的计算。为了能辩认是否有心律不整现象，必须确定在所有连续脉搏间的时间差值。将数个连续脉搏间的时间差值存放在储存单位中，而后再于计算单位中计算出脉搏时间差的分布。为了能确认是否有心律不整的活动存在，以比较单位中将测得的脉搏时间差的差值及分布与预存的参考的脉搏时间差的差值及分布做比较。为能指示有心律不整的现象，如果该测得的脉搏时间差的差值及/或分布与预存的心律不整特定值及分布相当接近时，比较单位将会产生一信号。该信号可以以光学、声音或其他方式存在。
本发明所述的方法是设计做为广泛医学目的使用。这些应用包括于临床上使用、紧急情况使用及一般家庭使用。前述心律不整现象的显示是用以通知患者与医师对心脏做进一步的诊断。
由动脉搏动描记式测量法所获得的脉压信号，该信号最好经由能产生放大信号的脉压放大器而放大。该放大的信号经过滤后，以类模拟/数字转换器转换成数字信号。放大技术及A/D转换是业界熟知的方法，因此并非本发明的主要目的。
在较佳的实施例中，是计算单位产生脉搏时间差的统计图。以统计图呈现脉搏时间差的分布，此对心律不整现象的侦测特别具有可靠性及精确度。
根据本发明的装置实质上包括用以指示血压值的血压监视器及以非侵入式动脉搏动描记测量方式测定血压的扣环。该扣环是连接至血压监视器。一时间差测量单位是用来测量两次连续脉搏间的脉搏时间差值。本发明装置更包括一储存单位用以储存由时间差测量单位测定的数个连续时间差值。本发明装置也提供一计算单位用以计算脉搏时间差的统计分布及一比较单位用以将所测得的脉搏时间差值及统计分布与预存的参考数值及分布做比较。如果测得的脉搏时间差的差值及/或分布与预存的心律不整特定值及分布相当接近时，比较单位将会产生一信号。同样的，如果测得的参数与代表生理数值标准间的差异超过一定的数值后，也会有信号产生。
本发明装置又包含一放大器，其可产生一放大的脉搏信号。本装置更包括一信号滤波器及选择性包括A/D转换器，用以过滤及转换该放大的信号为数字信号。前述计算单位是用来计算脉搏时间差值的统计图，这类的计算单位是业界熟知的技术，因此并非本发明的主要目的。
本装置更进一步提供指示的方法以指出是否有心律不整的现象存在。任何已知的指示方法均可使用，例如信号灯、LEDs或LCD显示。另外，亦可利用声音指示方法来指示前述现象。
本装置是于进行非侵入式动脉血压测量的期间侦测是否有心律不整的现象存在，本装置使用一有包裹患者上肢、下肢、脚趾、上臂、前臂或手指的扣环。先使扣环部份充气膨胀后，再使其逐次泄压，并藉由测量脉压计算动脉脉搏。其中内建的存储体可储存每次脉搏的放大信号、对应的扣环压力及两次连续的脉搏间的时间差。当前述第一、及第二参数用来测定动脉血压的收缩压、平均值及舒张压时，则加入第三参数以侦测患者是否有心律不整的现象。其侦测可包括未成熟心室的测定、心室上方收缩的测定、绝对的心律不整及心搏过速及心搏徐缓。本装置可显示节奏分析结果，并指示使用者根据测量结果采取必要的动作。
在动脉搏动描记式测量期间所做的脉搏时间差分析揭露在完整的测量循环中平均的脉搏时间差及脉搏时间差的分布方式。所以，在每次完整的测量中都可测得脉搏时间差以侦测出可能的心律不整现象。本发明的分析根据脉搏跳动图形中脉搏时间差异。该分析结果并不以传统数值表示。
附图说明：
图1为本发明的装置示意图；
图2为标准生理分布的脉搏时间差统计图；
图3为心搏过速的脉搏时间差统计图；
图4为心搏徐缓的脉搏时间差统计图；
图5为心搏消失的脉搏时间差统计图；
图6为心律不整的脉搏时间差统计图；
图7为本发明一般性原则示意图。
动脉搏动描记式的动脉脉搏信号是由自非侵入式血压测量装置10产生。如图1所示。
为能充分放大所测量到的脉搏信号，将脉压放大器11装置在前述血压测量装置10中，如此可降低多种杂讯的影响，并可辨识微弱的脉搏信号。在此阶段，未能满足有效脉搏标准的信号将被排除。例如，由于移动造成的假信号，如太微弱的信号或增加/减少过快的信号将被排除。
将低杂讯的放大信号以信号滤波器12过滤后，再由一A/D转换顺13转换为数字信号。由述A/D转换器13所产生的数字信号而后在测量单位中14做为测定两次连续脉搏的脉搏时间差，将该脉搏时间差的数值储存在一储存单位15中。一计算单位16则用以计算脉搏时间差的统计分布。将所取得的脉搏时间差分布及数值与预存的参考数值及分布。将所取得的脉搏时间差分布及数值与预存的参考数值及分布，在比较单位17中进行比较分析。若测得的分布与储存病态状况的分布相近，则会产生心律不整指示信号。若测得的分布与储存的生理分布相近，则不会产生心律不整指示信号。
脉压放大器11、滤波器12、A/D转换器13、脉搏时间差测量单位14、储存单位15、计算单位16及比较单位17可合并构成一信号处理单位20。信号处理单位20的组成是为业者熟知的技术，无需于说明书中详加解释。
将信号处理单位20所提供的信号与血压监视器21结合。该血压监视器21包括第一指示区目18，用以显示血压值、第二指示区23，其是有关脉搏频率的显示，以及第三指示区19用以显示是否有心律不整现象。第一指示区18包括LED或LCD显示，而第二指示区19则由信号灯或信号LED所组成，且如果该比较单位测得有心律不整现象时，则会起动该指示区。
本发明装置更包括使用者键盘22、选择性电子式调整泵5及气压系统6，该系统包括具有所囊2的扣环1、可自动控制的泄压阀3及快速切换阀4，其是用于快速由该扣环1泄放系统压力。
压力测量装置、A/D转换器及信号放大器可使用多种技术性方法来操作，例如：压力对频率转换、直接压力对电压转换(压电元件)或使用任何已知的方法。
心律不整的测定系统可使用硬体及软体系统来实现。心律不整现象的测定是以分析脉搏时间差为基础。以Tp表示脉搏时间差值而且脉搏时间差的改变原因具有两要素：
1、脉搏时间差Tp经常不在生理范围内。
2、脉搏时间差Tp的变异过高。
以比较单位17中分析脉搏时间差统计图可取得测量脉搏时间差值Tp的判断；其是在计算单位16中以非侵入式动脉搏动描记方式测量而产生。
图2显示生理脉搏示波图，该脉搏次数是分布在脉搏时间差Tp值0.8至1.1秒的区间内。最大时间差为0.9至0.1秒。生理分布显示该参考分布是落于参考值由约0.9至1.0秒的区间内。该脉搏时间差的比例加上脉搏数为范例。
图3及图4中的脉搏时间差超越了生理极限。在图3中央的脉搏频率超过每分钟100下(bpm)，如果患者在休息状态测量出该值，则在临床上符合心搏过速的条件。
图4中，脉搏时间差统计图为心搏徐缓的示意图，其中央频率小于50bpm。
图5中，脉搏振动经过系统设定的滤器标准后，被视为错误或消除(排除无效的脉搏)。该效应导致双重脉搏时间差的产生，其可清楚的在脉搏时间差的图谱上看到。在脉搏时间差统计图中有两个高峰再现。在范例中，第一图表上的高峰再现在时间差约为0.75秒处，其相当于80bpm。
另一个高峰出现在1.5秒处，其代表约40bpm。后者的频率是不符合自然现象且造成错误脉搏结果。在基础脉搏频率双重值测定的第二个高峰可辨识出错误的脉搏。
错误的脉搏在临床上被认为与频率性症状有关。尤其是未成熟的心室及心室上方收缩都是脉搏错误的原因。
图6中的脉搏时间差变化极为广泛。在范例中，脉搏频率可连续由45bpm到约95bpm间改变。高变异等级代表所谓绝对心律不整的现象。心律不整的现象可能自动脉纤维性颤动所引起。动脉纤维性颤动是一种临床上常见的疾病且通常必须接受治疗。
在脉搏时间差统计图中的脉搏分布是应用在脉搏示波图中检验心律不整的现象。
前述比较单位17中将根据图3至图6中的统计图的脉搏时间差分布及脉搏时间差数值为基础，与相关参考统计图的特定标准做比较。如果侦测到偏移量朝短暂脉搏时间差方向移动(如图3所示)，同时临床症状符合心搏过速，则指示灯19会起动，并指出有心律不整的现象发生。
若是如图4所示，统计图移向高变异的脉搏时间差，同时临床症状符合心搏徐缓，则信号灯19也会起动。
若如图5所示，有脉搏错误的情况，或图6所示由于绝对心律不整现象造成分布过广，则信号灯19也会起动。根据图3至图6的之一所揭露各种心律不整的形态，可推测到该仪器亦可设计成使不同的信号灯起动以分辨。所有的指示方式均根据储存在代表病理及/或生理条件的已知临床标准的系统中产生。
图7揭露为本发明的一般原则。血管脉压是以与CPU25耦合的扣环1做动脉搏动描记式测量，再使其转换为脉搏信号，将脉搏信号以CPU25处理并暂存于存储体26，再与预存的脉搏信号相比较。
在显示器18上显示血压及脉搏频率，同时如果测得的脉搏信号与预存的脉搏信号差异超过特定的数值，则将有信号产生。
本系统更进一步包括一单位藉着分析动脉脉搏的搏动图，而能测得收缩压及动脉血压及脉搏频率，该单位可显示其测量的结果，并可由使用者来控制。

Claims (11)

1、一种非侵入式血压测量及探测心律不整的方法，其特征在于包括下列步骤：
以动脉搏动描记测量脉搏方式测量动脉血管的脉压；
在数个连续脉搏跳动期间测量脉搏跳动时间差Tp的值；将测得的数个连续脉搏跳动时间差值Tp储存在一储存单位中；
在一计算单位中(16)计算该等脉搏跳动时间差值Tp的分布；
将前述脉搏时间差Tp的分布与数值与已预存的生理上及病理上的脉搏时间差Tp的分布与数值在比较单位(17)中进行比较；
如果该等的数值及/或脉搏时间差Tp的分布与预存的生理数值及/或脉搏时间差Tp的分布间的差异超过了预定值，则会促使前述比较单位产生一信号，及/或如果该数值及/或脉搏时间差Tp的分布与预存的生理数值及/或脉搏时间差Tp的分布间的差异小于预定值，该比较单位亦会产生一信号。
2、如权利要求1所述的非侵入式血压测量及探测心律不整的方法，其特征在于：所产生的信号会在脉压在放大器(11)中产生一个放大的信号将脉压的信号放大出来，另该脉压放大器会根据已经接受并整合设定在其内的标准脉搏数将无效的脉搏排除。
3、如权利要求2所述的非侵入式血压测量及探测心律不整的方法，其特征在于：所产生的放大信号是藉由A/D变流器的转换及过滤，转换成数字信号。
4、如权利要求1至3所述的非侵入式血压测量及探测心律不整的方法，其特征在于：脉搏时间差统计图是由计算单位(16)所产生。
5、一种非侵入式血压测量及探测心律不整的装置，其特征在于包括：
血压监视器(21)；
连接到该血压监视器(21)，用来做血压非侵入式动脉搏动描记量测的扣环(1)；
时间差测量单位(14)，用以决定两次连续脉搏间的脉搏时间差值Tp；
储存单位(15)，用以存放由该血压监视器(21)测得的多次连续脉搏时间差值Tp；
计算单位，其用来计算该脉搏时间差值Tp的统计分布；
比较单位(17)，用以比较该脉搏时间差值Tp及其统计分布与预存参考值及分布间差异；
当该脉搏时间差值Tp或其统计分布与预存的参考值或其分布的差异超越预设值时，该比较单位(17)会配合产生一信号。
6、如权利要求5所述的非侵入式血压测量及探测心律不整的装置，其特征在于：该装置尚包括一脉搏压力放大器(11)。
7、如权利要求5或6所述的非侵入式血压测量及探测心律不整的装置，其特征在于：该装置尚包括一信号过滤器(12)，及一A/D转换器(13)。
8、如权利要求5或7所述的非侵入式血压测量及探测心律不整的装置，其特征在于：该装置尚包括一计算单位(16)用以计算脉搏时间差统计图。
9、如权利要求5或6所述的非侵入式血压测量及探测心律不整的装置，其特征在于：该装置(10)尚包括指示方法(19)用以指出心律不整的存在。
10、如权利要求9所述的非侵入式血压测量及探测心律不整的装置，其特征在于：指示方法是由至少一种光学显示(19)所组成。
11、一种非侵入式血压测量及探测心律不整的方法，其特征在于包括下列步骤：
以动脉搏动描记测量方式测量动脉血管的脉压；
将该脉搏转换成脉搏信号，选择性的去除无效的脉搏；
在比较单位(17)中将多个脉搏信号与预存的标准脉搏信号相比较；
如果脉搏信号的数值及/或脉搏时间差值Tp的分布分别与标准脉搏信号数值及分布之间的差值超过了预定的数值，则前述比较单位会产生一信号。
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