TW201306796A - 連續血壓量測模組及其方法 - Google Patents

Abstract

本發明係一種連續血壓量測模組，其包括：一壓力感測器，用以量測血壓訊號；一第一濾波電路，可將該血壓訊號過濾及放大以取出一血管振盪訊號及一壓力訊號；一血氧感測器，用以量測血氧訊號；一第二濾波電路，可將該血氧訊號過濾及放大；以及一控制器，可根據該放大後之血壓訊號及血氧訊號得到連續的收縮壓、舒張壓、心率或血氧濃度SPO2等參數。此外，本發明亦提供一種連續血壓量測方法。

Description

連續血壓量測模組及其方法

本發明係有關於一種連續血壓量測模組及其方法，尤指一種以非侵入血壓量測技術、光體積描繪圖訊號量測技術連續血壓量測之模組及其方法。

隨著生活環境及醫療科技的進步，影響人類至鉅的十大死因，已由急性病或傳染病，轉變成慢性病及人為疾病(請參照王唯工，「氣的樂章」，2002.)。根據行政院衛生署民國九十八年台灣地區十大死因統計(請參照行政院衛生署統計資料，台灣地區十大死因，http://www.doh.gov.tw/cht2006/index_populace.aspx)，心血管疾病以及腦血管疾病分居第二位與第三位。

其中血壓的高低與發生腦中風或其他心血管疾病之風險，為一正相關之關係(請參照Collins R,MacMahon S.”lood pressure,antihypertensive drug treatment and the risks of stroke and of coronary heart diseaser”Med Bull. 1994;50:272-98.)。一般而言，平均血壓每增加10mmHg，中風之危險性即增加30%(請參照The sixth report of the Joint”National Committee on prevention,detection,evaluation,and treatment of high blood pressure”Arch Intern Med. 1997;352:1801-7.)。為明確將高血壓定義出來，且避免混淆，聯合國衛生組織/國際高血壓學會準則委員會(WHO/ISH Guideline Committee)與美國全國聯合委員會(Joint National Committee，JNC)一致建議(請分別參照The sixth report of the Joint“National Committee on prevention,detection,evaluation,and treatment of high blood pressure.”Arch Intern Med. 1997;157:2413-46.及Chobanian AV,Bakris GL,Black HR,Cushman WC,Green LA,Izzo JL Jr,et al.”The Seventh Report of the Joint National Committee on Prevention,Detection,Evaluation,and Treatment of High Blood Pressure:”the JNC 7 report. JAMA. 2003;289:2560-72..)，高血壓定義為血壓高於140/90mmHg，正常血壓為<130/85mmHg，正常偏高血壓為130-139/85-89mmHg，輕度高血壓是指血壓140-159/90-99 mmHg，中度高血壓是指血壓為160-179/100-109mmHg，重度高血壓為血壓≧180/110mmHg。依據Framingham資料(請參照Anderson KM,Wilson PW,Odell PM,Kannel WB.”An updated coronary risk profile. A statement for health professionals“Circulation. 1991;83:356-62.)，追蹤高血壓病人十年，屬輕度高血壓危險群者，未來十年發生重大心血管意外之危險為15-20%(平均每五名患者中即有一人發病)，中度高血壓危險群為20-30%(平均每四名患者中即有一人發病)，而重度高血壓危險群之危險度則超過30%(平均每三名患者中即有一人發病)。並根據國家膽固醇教育計畫(National Cholesterol Education Program，NCEP)專家檢測報告(請參照National Cholesterol Education Program(NCEP)Expert Panel on Detection,Evaluation,and Treatment of High Blood Cholesterol in Adults(Adult Treatment Panel III).”Third Report of the National Cholesterol Education Program(NCEP)Expert Panel on Detection,Evaluation,and Treatment of High Blood Cholesterol in Adults(Adult Treatment Panel III)final report.”Circulation. 2002;106:3143-421)建議，已屬中度高血壓以上危險群，併有危險因子者，必須嚴格控制血壓，避免中風或其他心血管疾病之發生。血壓在一天二十四小時中並非恆定不變，而是存在著自發性的波動，此種自發性變化稱為血壓變異性或波動性(請參照Mancia G,Ferrari A,Gregorini L,Parati G,Pomidossi G,Bertinieri G.”Blood pressure and heart rate variabilities in normotensive and hypertensive human beings.”Circ Res 1983;53:96-104.)。

血壓變異性可分為兩個類型：瞬間變異性(幾秒到幾分鐘)和長時變異性(24小時內)。Mancia G等人在多年前使用一種侵入式血壓量測儀器測定心臟每次跳動的血壓值，並指出血壓變異性的兩種指標：第一種指標為每三十分鐘內血壓值的標準差，此指標主要反映血壓每分鐘變化；另一種指標為兩個三十分種階段間的血壓值標準差(即一個三十分鐘階段和下一個三十分鐘階段血壓值的標準差)，此指標主要反映血壓晝夜節律變化幅度。因此從一個人的24小時的所有記錄中做出48個標準差的平均值得出的就是血壓的瞬時變異性。經由Mancia G等人研究中指出(請參照Mancia G,Parati G,Di Rienzo M,Zanchetti”A. Blood pressure varia-bility. In: Mancia G,Zanchetti A(editors).Handbook of Hypertension: Pathophysiology of Hypertension. Amsterdam:”Elsevier Science;1997,pp. 117-169.)，瞬間變異性大多由呼吸變化，腦力活動和體力活動引起；長時變異性主要受睡眠和日常活動的影響，但也有內源性因素的參與，包括中樞的作用，神經反射，機械活動以及內分泌激素如兒茶酚胺，血管加壓素等的影響。

因此，發展連續血壓量測最早出現在18世紀，但因收集準確數據困難而受到限制(請參照Mancia G,Parati G,Di Rienzo M,Zanchetti”A. Blood pressure varia-bility. In: Mancia G,Zanchetti A(editors).Handbook of Hypertension: Pathophysiology of Hypertension. Amsterdam:”Elsevier Science;1997,pp. 117-169.)。直到1960年Oxford大學的一個重要的突破發展(請分別參照Bevan AT,Honour AJ,Stott FH.”Portable recorder for continuous ar-terial pressure measurement in man.”J Physiol 1966;38:186190.及Bevan AT,Honour AJ,Stott FH.”Direct arterial pressure recording in unrestricted man.”Clin Sci 1969;36:329~344.)，Oxford大學利用動脈內進行動態血壓測量，當時是唯一的一種可以準確提供24小時內每搏血壓的數據。侵入式血壓量測雖可得到較精確的連續血壓值，但卻可能引發血栓以及相關疾病的發生，且侵入式血壓量測，需由專業醫療人員操作，使用上有許多限制。

市面上常見之非侵入式血壓計大都僅能作單一時間點血壓量測，即單點量測，卻無法獲取幾秒至幾分鐘的血壓變化，對短暫性或不穩定高血壓病患，效果並不佳。而最近幾年正在普遍化，最早是被用在科學研究上，現在國內大多數醫院都將其用於臨床試驗的非侵入性血壓量測的動態血壓測定儀器(Ambulatory Blood Pressure Monitoring，ABPM)，ABPM的發展簡化了血壓測量的過程，並且在獲得24小時血壓數據值方面有了很大的進步，更可以獲取血壓變異性的信息，但ABPM所提供的血壓值卻是不連續的。

如前述，由於連續血壓監控對於高血壓病患來說是相當重要的。特別是血壓變異性相關研究，連續血壓監控更是不可缺少的生理參數之一。血壓量測最早可追朔至十八世紀末期，科學家就已開始研究，截至目前為止，血壓量測大致可區分為兩大類：一為侵入式(Invasive)，另一為非侵入式(Non-invasive)。侵入式量測血壓最早是出現在1733年，由英國科學家Stephen Hales使用兩端開口的長黃銅管插入馬匹頸動脈中，利用銅管上之玻璃窗口觀察血液高度，測得平均壓。此種以插導管方式插入體內量測血壓，稱為侵入式血壓量測(Invasive Blood Pressure)。侵入式血壓量測雖可得到較精確的連續血壓值，但卻可能引發血栓以及相關疾病的發生，且侵入式血壓量測，需由專業醫療人員操作，使用上有許多限制。但目前醫療院所使用的連續血壓監控，主要還是以侵入式(Invasive)插導管(Catheter)方式量測動脈血壓為主(請參照J.J. Carr and J.M. Brown,”Introduction to Biomedical Equipment Technology”,Prentice hall,fourth edition,2001.)。

一般常見非侵入式血壓量測方式有水銀式血壓計以及電子血壓計，但此類血壓計都只能提供單點量測。因此，國內外相關非侵入式連續血壓量測研究，主要可分為下列幾種：壓張法(Tonometric Method)、血管無負載法(Vascular Unloading Method)、脈波傳遞時間(Pluse Transit Time)、脈波傳遞時間間歇性校正、恆壓低壓法、血壓動態追蹤之低壓量測等應用研究。

壓張法是由Pressman和Newgard在1963年所提出(請分別參照G.L. Pressman and P.M. Newgard,“A transducer for the continuous external measurement of arterial blood pressure”,IEEE Trans Bio-Med Electron10,pp. 73-81,1963. 及H. Sorvoja and R. Myllyl,“Noninvasive blood pressure measurement methods”,Molecular and Quantum Acoustics,vol. 27,pp. 239-264,2006.)，其基本原理是在橈動脈(Radial Artery)向其下方的腕骨處擠壓，使得動脈部分扁平。而當一個具有內在壓力的血管(Vessel)被外在物體部分壓扁時，將導致血管壁內的順應性(Compliance)發生變化，當外力達到某一特定值時，使其內在壓力等於外在壓力，透過測量外在壓力而得到動脈血壓。Pressman和Newgard是採用一個平板直接壓在動脈表面的皮膚上所製成的張力計。使得動脈壁內的順應性發生變化，利用測量微力的感測器(Sensor)測量動脈內的壓力，來調控感測器和皮膚之間的壓力，使感測器的輸出脈壓波達到最大，此時跨壁壓等於零，跨壁壓指的是血管內血液和血管外組織對管壁的壓力之差，此時動脈血管外壓等於內壓。因此波峰點所對應的壓力為收縮壓(Systolic Pressure)，波谷點對應的壓力則為舒張壓(Diastolic Pressure)。壓張法其缺點為當感測器的位置移動或受到碰壓則會影響測壓的準確性。

在1973年時Penaz所提出血管無負載法(Vascular Unloading Method)(請參照H. Sorvoja and R. Myllyl,“Noninvasive blood pressure measurement methods”,Molecular and Quantum Acoustics,vol. 27,pp. 239-264,2006.)，主要是為提升連續血壓量測準確性。血管無負載法其基本原理是利用參考壓力回饋至伺服控制系統(Servo System)維持動脈在無負載狀態(The Unloaded State)，補償因動脈內壓力變化而引起的血管容積(Vascular Volume)變化，此時壓脈袋(Cuff)的內壓等於動脈內壓，其容積脈搏的輸出波形為則最大振幅，因此，通過測量壓脈袋內壓間接地測量動脈血壓。但當動脈出現收縮痙攣時，會影響外周動脈血流而導致測量失真；因此，在1980年時Yamakoshi採用血管無負載法實現了對動脈血壓的連續監測(請參照K. I. Yamakoshi,H. Shimazu,and T. Togawa,“Indirect measurement of instantaneous arterial blood pressure in the human finger by the vascular unloading technique,”IEEE Trans. Biomed. Eng. vol. BME-27.,No. 3,pp. 150-155,1980.)。其參考壓力為當容積脈搏的輸出波形達到最大振幅時，動脈容積則為無負載狀態。其結果與動脈內直接測量結果有很好的相關性。

然而血管無負載法是目前較成熟的連續血壓測量方法。目前市場上所銷售產品大多都採用此原理。但在長時間量測時，對靜脈充血影響大；當血管收縮較大時，會影響脈搏的輸出波形，導致參考壓的設置困難，影響測量準確度；在量測時被測部位需要保持一定的高壓，使舒適性較差；且測量裝置複雜，在使用上給受測者帶來相當不便。

脈波傳遞時間(Pulse Transit Time,PTT)是利用心電圖(Electrocardiogram,ECG)以及光體積描繪圖訊號(Photoplethysmograph,PPG)，利用脈波由心臟傳至人體上某一個特定部位的傳遞時間計算求得，是屬於間接量測連續血壓方式(請參照P. Fung,G Dumont,C. Ries,C. Mott and M. Ansermino,“Continuous noninvasive blood pressure measurement by pulse transit time”,in Ann. Int. Conf. IEEE Eng. Med. Biol. Soc.,vol.1,pp. 738-741,2004.)。PTT大小是以實線的ECG訊號與虛線的光體積描繪圖訊號(Photoplethysmograph,PPG)比較而得。PTT方法的優點除了可長時間血壓監測外，亦不會使受測者感到不適；但此方法僅能提供血壓參數中的收縮壓，並無法得知舒張壓。此外，使用PTT之前必須先透過其它量測方法求得血壓模型參數的缺點，因此量測上有許多不便之處。

因脈波傳遞時間方法僅能提供收縮壓，而無法得知舒張壓的缺點。而中原大學楊坤岳等人便提出利用脈波傳遞時間參數為基礎配合使用非侵入式血壓量測做間歇性校正，以得到連續血壓的推估值方法(請參照楊坤岳，「以脈波抵達時間與間歇性校正推估連續血壓於姿勢性暈眩之研究」，中原大學醫學工程學系碩士論文，2006.)。而間歇性校正是利用振盪法每兩分鐘量測一次血壓的頻率性校正。雖然可推估出連續的收縮壓及舒張壓，但使用振盪法做間歇性校正卻會對受測者造成不適感，且依舊需要事先求得血壓模型參數，所以在實施上仍有諸多不便之處。

壓張法與血管無負載法都須要在待測部位保持一定的高壓，造成手腕不適及血流的不通順；且脈波傳遞時間與間歇性校正則因血壓模型參數需要事先求得，量測步驟也諸多不便。因此低度壓力的方式被提出以實現長時間連續血壓量測(請分別參照范振臺，「可攜式低壓腕部脈搏訊號之量測」，中原大學電機工程學系碩士論文，2001.；丁蒼毅，「使用低壓量測方法之連續血壓量測系統」，中央大學電機工程學系碩士論文，2007.；徐大川，「連續血壓量測系統的改良與驗證」，中央大學電機工程學系碩士論文，2008.及郭建志，「以恆壓低壓量測連續脈壓訊號」，中原大學電機工程學系碩士論文，2002.)。恆壓低壓法與血壓動態追蹤之低壓量測方式都是利用壓脈袋內保持一固定低壓力的狀況下，利用壓力感測器來感測壓脈袋內壓力的微小變化，經過濾波、放大等程序擷取連續脈波訊號，可提供即時腕部脈波的變化。並在轉換後可以得到收縮壓、舒張壓與平均壓。此種量測方式最大優點是在低度壓力的環境之下作測量，可減少受測者的不適感，並且適合長時間連續的量測，改善市售血壓計僅能量測單一時間血壓值的缺點。但此法會因受測者動作雜訊，而影響量測的準確度，且市售脈壓帶密封度不佳容易造成壓力不足等缺點，誠屬美中不足之處。

本發明之一目的係提供一種連續血壓量測模組及其方法，其在一開始推估連續血壓時，即連續取樣PPG訊號中血壓波特徵，接著將所記錄之波型特徵作一平均，主要是尋找波型特徵之Vp(波峰電壓)、Vu(波谷電壓)，並利用非侵入式血壓量測所得之特徵參數尋找Vb(平均電壓)，經過計算利用各點所得之平均峰值AVp及谷值AVu。

本發明之另一目的係提供一種連續血壓量測模組及其方法，其使用改良式PQA演算法(Improved-Peak Quantification Algorithm)」，並利用此方法計算PPG信號波形中波峰與波谷(Peak-valley)值。

為達上述之目的，本發明之一種連續血壓量測模組，其包括：一壓力感測器，係置於人體的手臂上，用以量測血壓訊號；一第一濾波電路，耦接至該壓力感測器，可將該血壓訊號過濾及放大以取出一血管振盪訊號及一壓力訊號；一血氧感測器，係置於人體的手指上，用以量測血氧訊號；一第二濾波電路，耦接至該血氧感測器，可將該血氧訊號過濾及放大；以及一控制器，分別耦接至該第一濾波電路及該第二濾波電路，可根據該放大後之血壓訊號及血氧訊號得到連續的收縮壓、舒張壓、心率或血氧濃度S_PO₂等參數。

為達上述之目的，本發明之一種連續血壓量測方法，其包括下列步驟：將一壓脈袋套置於人體的手臂上，並以一壓力感測器以振盪法量測血壓之一收縮壓Va訊號及一舒張壓Vc訊號；將一血氧感測器置於人體的手指上，以連續取樣法得一血氧濃度訊號及一血壓波之平均峰值AVp及平均谷值AVu；計算該收縮壓Va及舒張壓Vc及該峰值AVp及谷值AVu之比值；以改良式PQA演算法推估連續舒張壓Cp、連續收縮壓Cu及心率HR；以及根據該血氧濃度訊號及該血壓波以推估一血氧濃度值S_PO₂。

為使　貴審查委員能進一步瞭解本發明之結構、特徵及其目的，茲附以圖式及較佳具體實施例之詳細說明如后。

請參照圖1，其繪示本案一較佳實施例之連續血壓量測模組之方塊示意圖。如圖所示，本案之連續血壓量測模組，其包括：一壓力感測器10；一第一濾波電路20；一血氧感測器30；一第二濾波電路40；以及一控制器50所組合而成者。

其中，該壓力感測器10係置於人體手臂上的一血壓計100之壓脈袋(Cuff)101下，以量測來自脈搏的壓力並將其轉換成電訊號，用以量測血壓訊號，其例如但不限於為Metrodyne Microsystem公司所出產的MPS-2107泛用型壓力感測器。該血壓計100包含了壓脈袋101、手動加壓球(Inflation Bulb)、聽診器(Stethoscope)和水銀式壓力計(Sphygmomanometer)(以上皆圖未示)，使用時將壓脈袋101包裹住受測者上臂，並將聽診器置於壓脈袋內側靠近肘部肱動脈處。壓脈袋充氣後，當壓脈袋內的壓力大於人體的收縮壓時，動脈血管會因壓脈袋的擠壓作用而達到完全閉塞的現象，動脈血管內將無血液流動。再以大約每秒3mmHg的洩氣速率放氣，當施測者藉由聽診器聽到一低沈的衝擊聲，此一聲響稱之為克羅特克夫音效(Korotkoff Sounds)，當偵測到第一音時，讀取壓力計上的讀值，即為收縮壓；若當壓脈袋壓力小於血管壓力無法擠壓血管形成障礙區，就不產生聲音，即為舒張壓，以上皆為習知技術，故在此不擬重複贅述。

該第一濾波電路20係耦接至該壓力感測器10，可將該血壓訊號過濾及放大以取出一血管振盪訊號及一壓力訊號，並找尋血管振盪訊號最大峰值，即為平均壓(V_b)，再利用比例常數法找尋收縮壓(V_a)與舒張壓(V_c)。

該血氧感測器30係置於人體的手指上，用以量測血氧訊號。該血氧感測器30係以非侵入方式以及光體積描繪圖訊號(PPG)方式量測血氧訊號。

該第二濾波電路40係耦接至該血氧感測器30，可將該血氧訊號過濾及放大。

該控制器50係分別耦接至該第一濾波電路20及該第二濾波電路40，可根據該放大後之血壓訊號及血氧訊號得到連續的收縮壓、舒張壓、心率或血氧濃度S_PO₂等參數。該控制器50例如但不限於為一16位元RISC混和訊號微控制器。

請參照圖2，其繪示本案一較佳實施例之第一濾波電路之方塊示意圖。如圖所示，本案之第一濾波電路20進一步包括：一第一放大器21；一高通濾波器22；一低通濾波器23；一第二放大器24；以及一箝位器25。

其中，該第一放大器21係耦接至該壓力感測器10及該控制器50，用以將該血壓訊號放大。該第一放大器21例如但不限於為由運算放大器(OPA)所組成，且其放大倍率例如但不限於約50倍。

該高通濾波器22係耦接至該第一放大器21，用以濾掉該血壓訊號之高頻雜訊。該高通濾波器22例如但不限於為由運算放大器所組成，且其截止頻率例如但不限於為0.085Hz。

該低通濾波器23係耦接至該高通濾波器22，用以濾掉該血壓訊號之低頻雜訊，以得到該血管振盪訊號。該低通濾波器23例如但不限於為由運算放大器所組成，且其截止頻率例如但不限於為11Hz。

該第二放大器24係耦接至該低通濾波器23，用以放大該血管振盪訊號。該第二放大器24例如但不限於為由運算放大器所組之同相放大電路，且其放大倍率例如但不限於約150倍。

該箝位器25係耦接至該第二放大器24，用以箝制該血管振盪訊號至一電壓區間，該電壓區間例如但不限於為0.57V～1.71V。該箝位器25例如但不限於由二極體電路所組成。

請參照圖3，其繪示本案一較佳實施例之血氧感測器之方塊示意圖。如圖所示，本案之血氧感測器30進一步包括：一紅光發射器31；一紅外光發射器32；一光感測器33；以及一光轉換電路34。

該紅光發射器31係置於人體的手指上方，用以發出紅光，以穿透該手指，其例如但不限於為一紅光發光二極體。

該紅外光發射器32係置於該紅光發射器31之側，用以發出紅外光以穿透該手指，其例如但不限於為一紅外光發光二極體。

該光感測器33係置於人體的手指下方，用以接收穿透該手指之紅光及紅外光，並輸出一血壓波訊號。該光感測器33例如但不限於為一光二極體，其主要是將入射光的能量轉換為電流大小，因此可藉由量測電流強度量測到入射光大小之目的。

該光轉換電路34係耦接至該光二極體33，可將該血壓波訊號執行電流至電壓轉換。該光轉換電路34例如但不限於為一運算放大器電路。

請參照圖4，其繪示本案一較佳實施例之控制器可輸出兩PWM控制訊號以分別驅動該紅光發射器及紅外光發射器之波形示意圖。由於血氧飽和濃度檢測時需要使用紅光、紅外光兩種光源檢測，為避免兩個光訊號混疊，所以必須採用兩路光交替發射。本案所使用之市售血氧濃度感測器30為兩個發光二極體31、32和一個光二極體感測器33，所以必須控制發光二極體31、32產生交互明滅電路。如圖所示，本案之控制器50可針對該紅光發射器31及該紅外光發射器32輸出兩PWM控制訊號，以使該紅光發射器31及該紅外光發射器32交替發射，而產生交互明滅，使兩者之間不會互相干擾。

請參照圖5，其繪示本案一較佳實施例之第二濾波電路之方塊示意圖。如圖所示，本案之第二濾波電路40進一步包括：一第三放大器41；一低通濾波器42；一帶通濾波器43；一第四放大器44；以及一箝位器45。

其中，該第三放大器41係耦接至該光轉換電路34及該控制器50，用以將該血壓波訊號放大。該第三放大器41例如但不限於為由運算放大器所組成，且其放大倍率例如但不限於約50倍。

該低通濾波器42係耦接至該第三放大器41，用以從該血壓波訊號中取出血氧訊號。該低通濾波器42例如但不限於為由運算放大器所組成，且其截止頻率例如但不限於為0.00159Hz。

該帶通濾波器43係耦接至該低通濾波器42，用以從該血壓波訊號中取出血壓波訊號。該帶通濾波器43例如但不限於為由運算放大器所組成，且其通過頻率例如但不限於為0.159 Hz～11.25Hz。

該第四放大器44係耦接至該帶通濾波器43，用以放大該血氧訊號及血壓波訊號。該第四放大器44例如但不限於為由運算放大器所組之同相放大電路，且其放大倍率例如但不限於約100倍。

該箝位器45係耦接至該第四放大器44，用以箝制該血管振盪訊號至一電壓區間，該電壓區間例如但不限於為0.57V～1.71V。該箝位器45例如但不限於由二極體電路所組成。

請一併參照圖6至圖8，其中圖6繪示本案一較佳實施例之連續血壓量測方法之流程示意圖；圖7繪示本案一較佳實施例之振盪法之流程示意圖；圖8繪示本案一較佳實施例之改良式PQA演算法之流程示意圖。如圖所示，本案之一種連續血壓量測方法，其包括下列步驟：將一壓脈袋101套置於人體的手臂上，並以一壓力感測器10以振盪法量測血壓之一收縮壓Va訊號及一舒張壓Vc訊號(步驟1)；將一血氧感測器30置於人體的手指上，以連續取樣法得一血氧濃度訊號及一血壓波之平均峰值AVp及平均谷值AVu(步驟2)；計算該收縮壓Va及舒張壓Vc及該峰值AVp及谷值AVu之比值(步驟3)；以改良式PQA(Improved-Peak Quantification Algorithm)演算法推估連續舒張壓Cp、連續收縮壓Cu及心率HR(步驟4)；以及根據該血氧濃度訊號及該血壓波以推估一血氧濃度值S_PO₂(步驟5)。

於該步驟1中，將一壓脈袋101套置於人體的手臂上，並以一壓力感測器10以振盪法量測血壓之一收縮壓Va訊號及一舒張壓Vc訊號；其中，該振盪法進一步包括下列步驟：該壓脈袋101中之一充氣馬達啟動一洩壓閥閉合(步驟1-1)；壓脈袋101之壓力是否大於160mmHg(步驟1-2)；若是則該充氣馬達停止並以3mmHg/s洩壓，若否則繼續充氣(步驟1-3)；尋找並擷取該壓脈袋內之壓力訊號AD0(步驟1-4)；以一高通濾波器22將AD0中之直流成分濾除，以取得交流成分AD1(步驟1-5)；該壓脈袋101之壓力是否小於40mmHg(步驟1-6)；以及若是則計算該收縮壓Va及舒張壓Vc並開啟洩壓閥，若否則繼續擷取AD0及AD1(步驟1-7)。

其中AD0為壓脈袋101內的壓力訊號包括直流成份與交流成份，而AD1為AD0經過該高通濾波器22將直流成份濾除掉後的交流訊號。如圖7所示，於步驟1-1中，將洩壓閥(圖未示)閉合及啟動加壓幫浦(圖未示)加壓充氣，直到壓脈袋101內的壓力大於預設壓力上限(在此預設約160mmHg)，立即停止加壓幫浦，並對壓脈袋101進行擷取壓脈袋101壓力訊號與血管振盪訊號。當壓脈袋101內壓力小於預設壓力下限(在此預設為40mmHg)時，即停止量測與開啟洩壓閥，並開始透過演算法計算血管振盪訊號，振盪訊號中振幅最大的地方即為平均壓，再依振盪法比例常數求出收縮壓及舒張壓。在上述步驟中主要是尋找出血管振盪訊號的血壓參數舒張壓、收縮壓及平均壓。並將AD0訊號經由高通及低通濾波器組成一帶通濾波器，帶通頻率為0.085Hz~11Hz。再透過血管振盪訊號找出最大值的時間點，與AD0做對照即可得知平均壓。在本案中，尋找收縮壓與舒張壓的比例常數分別為1.325與0.734。

於步驟2中，將一血氧感測器30置於人體的手指上，以連續取樣法得一血氧濃度訊號及一血壓波之平均峰值AVp及平均谷值AVu；其中，該連續取樣法係使用改良式PQ演算法計算該峰值AVp及谷值AVu，且該改良式PQA演算法進一步包括下列步驟：區域極值搜尋(步驟2-1)；利用較大落差偵測該峰值AVp及谷值AVu(步驟2-2)；以及若是則結束連續取樣，若否則繼續區域極值搜尋(步驟2-3)。

首先，將抓取之訊號透過區域極值搜尋，找出所有轉折的點，極可能是波峰與波谷的點，並按照時間排序，接著利用上升邊緣偵測，找出每一週期的開始點，最後利用較大落差偵測，尋找並標示波峰與波谷值。依據美國心臟醫學會(American Heart Association)統計資料，成年人每分鐘心率約50~100次，每分鐘平均約75次，如我們假設每分鐘心率為40次，即每跳動一下花費1.5秒時間，而本案之取樣頻率為每10ms取樣一次，每次取樣30筆，時間為0.3秒，可將每跳動一下花費1.5秒之波形切割成五段，並記錄每段中的轉折點，且搭配上升邊緣與較大落差偵測，以標記波峰與波谷值。利用所標記之波峰與波谷值將其各加總後平均，得到平均波峰與平均波谷。

於步驟3中，計算該收縮壓Va及舒張壓Vc及該峰值AVp及谷值AVu之比值；其係將平均波峰與平均波谷搭配階段一所量測之收縮壓及舒張壓計算比值(Ratio)中，該比值=(Va-Vc)/(AVp-AVu)。

於步驟4中，以改良式PQA演算法推估連續舒張壓Cp、連續收縮壓Cu及心率HR；其中，該連續舒張壓Cp=比值*Vp，該連續收縮壓Cu=比值*Vu，該心率HR=(1/T)*60，其中，T為兩個峰值Vp之間隔。

於步驟5中，根據該血氧濃度訊號及該血壓波以推估一血氧濃度值S_PO₂；其主要係利用兩組類比輸入通道AD2及AD3，其中AD2為血氧感測器30經過光轉換電路34後放大之訊號，其中包括血氧濃度訊號與血壓波訊號，而AD3為AD2經過一帶通濾波器43所保留之血壓波訊號。於啟始時，首先初始化所有使用輸出及輸入通道，緊接著利用控制器50輸出兩組脈波啟動紅光發射器31及紅外光發射器32，如圖4所示，同時透過光感測器33接收感測訊號。在計算血氧濃度部份，本案利用兩組不同的類比輸入通道AD2與AD3，其中AD2為光感測器33之波形，AD3為PPG訊號中血壓波之波形。為獲取紅外光與紅光之最大峰值訊號，我們必須利用AD3所量測到最大峰值時，記錄AD2所量測到之訊號，反之為獲取紅光與紅外光之最小谷值，我們必須利用AD3所量測到最小谷值時，記錄AD2所量測到之訊號，將所記錄之最大峰值與最小谷值代入公式S_PO₂=(0.154*R-0.707)/(-0.118*R-0.645)即可計算出血氧飽和濃度，並利用峰與峰之間距計算心率既可計算出每分鐘之心跳數。推估連續動脈血壓部分，本案利用由AD3所量測到之血壓波對血管的振盪反應，抓取血壓波最大波峰值(Vp)與血壓波最小谷值(Vu)，利用抓取到波峰及波谷透過比值，來獲取推估之收縮壓與舒張壓，藉以達到推估連續血壓的目的。

因此，本發明之連續血壓量測模組及方法較習知技術具有：1.在一開始推估連續血壓時，即連續取樣PPG訊號中血壓波特徵，接著將所記錄之波型特徵作一平均，主要是尋找波型特徵之Vp(波峰電壓)、Vu(波谷電壓)，並利用非侵入式血壓量測所得之特徵參數尋找Vb(平均電壓)，經過計算利用各點所得之平均峰值AVp及谷值AVu以及2.使用改良式PQA演算法，並利用此方法計算PPG信號波形中波峰與波谷(Peak-valley)值等優點。因此，本發明之連續血壓量測模組方法確實較習知技術具有進步性。

本案所揭示者，乃較佳實施例，舉凡局部之變更或修飾而源於本案之技術思想而為熟習該項技藝之人所易於推知者，俱不脫本案之專利權範疇。

綜上所陳，本案無論就目的、手段與功效，在在顯示其迥異於習知之技術特徵，且其首先發明合於實用，亦在在符合發明之專利要件，懇請　貴審查委員明察，並祈早日賜予專利，俾嘉惠社會，實感德便。

10．．．壓力感測器

20．．．第一濾波電路

21．．．第一放大器

22．．．高通濾波器

23．．．低通濾波器

24．．．第二放大器

25．．．箝位器

30．．．血氧感測器

31．．．紅光發射器

32．．．紅外光發射器

33．．．光感測器

34．．．光轉換電路

40．．．第二濾波電路

41．．．第三放大器

42．．．低通濾波器

43．．．帶通濾波器

44．．．第四放大器

45．．．箝位器

50．．．控制器

100．．．血壓計

101．．．壓脈袋

圖1為一示意圖，其繪示本案一較佳實施例之連續血壓量測模組之方塊示意圖。

圖2為一示意圖，其繪示本案一較佳實施例之第一濾波電路之方塊示意圖。

圖3為一示意圖，其繪示本案一較佳實施例之血氧感測器之方塊示意圖。

圖4為一示意圖，其繪示本案一較佳實施例之控制器可輸出兩PWM控制訊號以分別驅動該紅光發射器及紅外光發射器之波形示意圖。

圖5為一示意圖，其繪示本案一較佳實施例之第二濾波電路之方塊示意圖。

圖6為一示意圖，其繪示本案一較佳實施例之連續血壓量測方法之流程示意圖。

圖7為一示意圖，其繪示本案一較佳實施例之振盪法之流程示意圖。

圖8為一示意圖，其繪示本案一較佳實施例之改良式PQ演算法之流程示意圖。

10．．．壓力感測器

20．．．第一濾波電路

30．．．血氧感測器

40．．．第二濾波電路

50．．．控制器

100．．．血壓計

101．．．壓脈袋

Claims (10)

1. 一種連續血壓量測模組，其包括：一壓力感測器，係置於人體的手臂上，用以量測血壓訊號；一第一濾波電路，耦接至該壓力感測器，可將該血壓訊號過濾及放大以取出一血管振盪訊號及一壓力訊號；一血氧感測器，係置於人體的手指上，用以量測血氧訊號；一第二濾波電路，耦接至該血氧感測器，可將該血氧訊號過濾及放大；以及一控制器，分別耦接至該第一濾波電路及該第二濾波電路，可根據該放大後之血壓訊號及血氧訊號得到連續的收縮壓、舒張壓、心率或血氧濃度值S_PO₂等參數。
2. 如申請專利範圍第1項所述之連續血壓量測模組，其中該第一濾波電路進一步包括：一第一放大器，耦接至該壓力感測器及該控制器，用以將該血壓訊號放大，其中，該第一放大器係由運算放大器所組成，且其放大倍率約50倍；一高通濾波器，耦接至該第一放大器，用以濾掉該血壓訊號之高頻雜訊，其中，該高通濾波器係由運算放大器所組成，且其截止頻率為0.085Hz；一低通濾波器，耦接至該高通濾波器，用以濾掉該血壓訊號之低頻雜訊，以得到該血管振盪訊號，其中，該低通濾波器係由運算放大器所組成，且其截止頻率為11Hz；一第二放大器，耦接至該低通濾波器，用以放大該血管振盪訊號，其中，該低通濾波器係為一同相放大電路，且其放大倍率約150倍；以及一箝位器，耦接至該第二放大器，用以箝制該血管振盪訊號至一電壓區間，該電壓區間為0.57V～1.71V。
3. 如申請專利範圍第1項所述之連續血壓量測模組，其中該血氧感測器進一步包括：一紅光發射器，係置於人體的手指上方，用以發出紅光，以穿透該手指；一紅外光發射器，係置於該紅光發射器之側，用以發出紅外光以穿透該手指；一光感測器，係置於人體的手指下方，用以接收穿透該手指之紅光及紅外光，並輸出一血壓波訊號；以及一光轉換電路，耦接至該光二極體，可將該血壓波訊號執行電流至電壓轉換。
4. 如申請專利範圍第1項所述之連續血壓量測模組，其中該紅光發射器為紅光LED，該紅外光發射器為紅外光LED，該感測器為光二極體，該光轉換電路為一運算放大器電路，該控制器為一微控制器，其可針對該紅光發射器及該紅外光發射器輸出兩PWM控制訊號，以使該紅光發射器及該紅外光發射器交替發射。
5. 如申請專利範圍第1項所述之連續血壓量測模組，其中該第二濾波電路進一步包括：一第三放大器，耦接至該光轉換電路及該控制器，用以將該血壓波訊號放大，其中，該第三放大器係由運算放大器所組成，且其放大倍率約50倍；一低通濾波器，耦接至該第三放大器，用以從該血壓波訊號中取出血氧訊號，其中，該低通濾波器係由運算放大器所組成，且其截止頻率為0.00159Hz；一帶通濾波器，耦接至該低通濾波器，用以從該血壓波訊號中取出血壓波訊號，其中，該帶通濾波器係由運算放大器所組成，且其通過頻率為0.159Hz～11.25Hz；一第四放大器，耦接至該帶通濾波器，用以放大該血氧訊號及血壓波訊號，其中，該第四放大器路係為一同相放大電路，且其放大倍率約100倍；以及一箝位器，耦接至該第二放大器，用以箝制該血管振盪訊號至一電壓區間，該電壓區間為0.57V～1.71V。
6. 一種連續血壓量測方法，其包括下列步驟：將一壓脈袋套置於人體的手臂上，並以一壓力感測器以振盪法量測血壓之一收縮壓Va訊號及一舒張壓Vc訊號；將一血氧感測器置於人體的手指上，以連續取樣法得一血氧濃度訊號及一血壓波之平均峰值AVp及平均谷值AVu；計算該收縮壓Va及舒張壓Vc及該峰值AVp及谷值AVu之比值；以改良式PQA演算法推估連續舒張壓Cp、連續收縮壓Cu及心率HR；以及根據該血氧濃度訊號及該血壓波以推估一血氧濃度值S_PO₂。
7. 如申請專利範圍第6項所述之方法，其中該振盪法進一步包括下列步驟：該壓脈袋中之一充氣馬達啟動一洩壓閥閉合；壓脈袋之壓力是否大於160mmHg；若是則該充氣馬達停止並以3mmHg/s洩壓，若否則繼續充氣；尋找並擷取該壓脈袋內之壓力訊號AD0；以一高通濾波器將AD0中之直流成分濾除，以取得交流成分AD1；該壓脈袋之壓力是否小於40mmHg；以及若是則計算該收縮壓Va及舒張壓Vc並開啟洩壓閥，若否則繼續擷取AD0及AD1。
8. 如申請專利範圍第6項所述之方法，其中該連續取樣法係使用改良式PQA演算法計算該峰值AVp及谷值AVu，該比值=(Va-Vc)/(AVp-AVu)。
9. 如申請專利範圍第8項所述之方法，其中該改良式PQA演算法進一步包括下列步驟：區域極值搜尋；利用較大落差偵測該峰值AVp及谷值AVu；以及若是則結束連續取樣，若否則繼續區域極值搜尋。
10. 如申請專利範圍第9項所述之方法，其中該連續舒張壓Cp=比值*Vp，該連續收縮壓Cu=比值*Vu，該心率HR=(1/T)*60，其中，T為兩個峰值Vp之間隔。