TWI409050B

TWI409050B - Pulse sensing device

Info

Publication number: TWI409050B
Application number: TW099126534A
Authority: TW
Inventors: 黃福塤; 蔡正倫
Original assignee: 私立中原大學
Priority date: 2010-08-09
Filing date: 2010-08-09
Publication date: 2013-09-21
Also published as: TW201206397A

Description

脈搏感測裝置

本發明係有關於一種光感測裝置，特別是指一種脈搏感測裝置，其利用感測反射光之偵測方式感測脈搏。

脈動感測技術是一種非侵入式偵測組織內血管床血量變化的光學計量技術，而一般採用穿透式與反射式兩種型態的感測探頭，運用不同光源與光感測器組合以擷取血液脈動生理訊號。穿透式脈動感測器的機構設計中，光源與感測器分別在受測組織的兩端，必須選擇可穿透光的身體部位來進行檢測。通常感測探頭是以鉗夾手指、耳朵、或鼻子等可穿透部位來進行檢測，光源也需選擇穿透組織能力較強的光波長作為光源。反射式的探頭設計是將光源與感測器放置於同一側的方式來檢測，可在身體任一部位進行檢測。其設計上必須考慮不同待測部位的組織光學性質，並選擇適當光源波長與適當的功率，才能偵測到進入組織再從組織反射回來的脈動訊號。

非侵入式反射探頭較易於固定，所以較方便使用在長時間的檢測，而量測部位不限於身體可穿透光的部位，例如額頭，所以可不影響手部活動。因為反射式探頭所偵測到的散射光，通常是行徑比較短的距離，光被吸收較少，所以可使用較低的光源功率，也使安全性提高。如蔡正倫博士等人所於2001年所提出之論文「生物組織之光分佈模擬及其量測」所揭示，光在組織內的分佈狀態與光的穿行路徑有關，並揭示使用不同光波長之光源在檢測之用途的應用，如美國專利編號第US 5766131號之「Pulse-wave measuring apparatus」以及美國專利編號第US 5906582號之「Organism information measuring method and arm wear type pulse-wave measuring method」係揭示使用藍光450奈米與綠光550奈米作為反射式脈動感測器之光源。再者，如「Mendelson,Yitzhak,and Burt D.Ochs,“Noninvasive Pulse Oximetry Utilizing Skin Reflectance Photoplethysmography,”IEEE Transactions on Biomedical Engineering,vol.35,pp.798-805,1988.」所揭示，Mendelson等人係使用紅光與近紅外光作為感測之光源，其對應之感測器與光源的間距R在4到11毫米的距離下，量測皮膚組織的表面反射光亮度，分析脈動交流訊號與直流訊號的變化。又如「Reuss,James L.,and Daniel Siker,“The pulse in reflectance pulse oximetry：Modeling and experimental studies,”Journal of Clinical Monitoring and Computing,vol.18,no.4,pp.289-299,2004」，其揭示利用蒙地卡羅光學模擬法，以分析光源與光感測器之間距從1毫米至17毫米之情況下，波長660奈米的紅光與波長890奈米的近紅外光在照射至多層的皮膚組織(如上皮組織、真皮組織與皮下組織)所得之反射亮度。

上述之感測方式及感測裝置在長時間量測時，常會因為活體之總灌流量隨活體之生理變化而形成量測結果之低頻訊號產生大幅度之變化，故容易造成脈搏感測所關聯之感測訊號發生飽和失真之情形。反之，光源與光感測器之間距較大時，光穿透行徑較長，所以光於活體內的血液量較多吸收也較大，而使活體之量測部位因光散射使反射光之亮度減弱，使得訊號較小所以訊雜比較差，但路徑中血量的變動量也較多，所以無論是高頻灌流指數或低頻灌流指數都增大。如此造成脈動變化之感測結果失真，而失去其檢測精確度。

針對上述的問題，本發明提出一種脈搏感測裝置，其利用光感測器與光源之間距控制光線之波長或亮度，以避免光線行徑於皮膚組織內時受到光散射的影響，而避免脈搏感測裝置之精確度與穩定度受到影響。

本發明之主要目的，在於提供一種脈搏感測裝置，其係利用間距控制用於偵測之光線的波長或亮度，以讓脈搏感測獲得較佳之精確度與穩定性。

本發明之次要目的，在於提供一種脈搏感測裝置，其更利用脈搏感測裝置整合於一積體電路，以讓脈搏感測裝置可適用各種位置之脈搏感測。

本發明提供一種脈搏感測裝置，其包含：一光源、一光感測器與一感測電路。該光源與該光感測器設置於一活體之一皮膚組織上，且該光感測器與該光源之間具有一間距，又，該感測電路連接於該光感測器。該光源產生至少一第一光線而照射至該皮膚組織，該第一光線經該皮膚組織反射而形成一第二光線，以讓該光感測器接收該第二光線，而該感測電路連接該光感測器並依據該光感測器所接收之該第二光線而對應產生一感測訊號，該感測訊號對應於該活體之一脈搏變化。再者，本發明之脈搏感測裝置之該光源與該光感測器之該間距係關聯於該第一光線與該第二光線之波長或亮度，因此本發明可與藉由該間距控制該第一光線與該第二光線之波長或亮度。

茲為使貴審查委員對本發明之結構特徵及所達成之功效更有進一步之瞭解與認識，謹佐以較佳之實施例圖及配合詳細之說明，說明如後：

10‧‧‧脈搏感測裝置

12‧‧‧感測模組

122‧‧‧光源

124‧‧‧光感測器

126‧‧‧感測電路

14‧‧‧控制處理電路

16‧‧‧顯示單元

18‧‧‧電源

20‧‧‧電路基板

22‧‧‧固定件

30‧‧‧活體

32‧‧‧皮膚組織

322‧‧‧上皮組織

324‧‧‧真皮組織

326‧‧‧皮下組織

第一A圖為本發明之脈搏感測裝置之一實施例的方塊圖；第一B圖為本發明之感測模組之一實施例的方塊圖；第二A圖為本發明之另一較佳實施例的結構示意圖；第二B圖為本發明之另一較佳實施例的結構示意圖；第三圖為本發明之一較佳實施例的波形圖；第四圖為本發明之另一較佳實施例的波形圖；第五圖為本發明之另一較佳實施例的波形圖；第六圖為本發明之另一較佳實施例的波形圖；第七圖為本發明之另一較佳實施例的波形圖；第八圖為本發明之另一較佳實施例的波形圖；第九圖為本發明之另一較佳實施例的波形圖；以及第十圖為本發明之另一較佳實施例的波形圖。

請參閱第一A與第一B圖，其為本發明之一較佳實施例之脈搏感測裝置的方塊圖。如圖所示，本發明為一種脈搏感測裝置10，其包含一感測模組12、一控制處理電路14、一顯示單元16與一電源18，其中該感測模組12包含有一光源122、一光感測器124與一感測電路126。該光源122與該光感測器124設置於一活體30之一皮膚組織32上，且該感測電路126連接該光感測器124，該光源122與該光感測器124之間具有一間距R，其即為該光源122所發出之光線行徑至該光感測器124的直線路徑距離，再者，隨著該間距R的改變，光源122在間距R的較短時所量測到的光亮度較強，在間距R較長時所量測到的光亮度則較弱，但光感測器124本身的電子雜訊幅度大小則是固定的，因此在光感測器124在接收到低亮度之第二光線224時所得到的訊號雜訊比也就較差。

其中，該光源122產生至少一第一光線222而照射至該皮膚組織32，該第一光線222經該皮膚組織32反射而形成一第二光線224，即皮膚組織32包含一上皮組織322、一真皮組織324與一皮下組織326，該光感測器124接收該第二光線224，該感測電路126依據該光感測器124所接收之該第二光線224而對應產生一感測訊號，該感測訊號對應於該活體30之一脈搏變化，即該皮膚組織32內至少一血管之血液的體積變化關聯於該第二光線324之亮度變化或波長變化，

再者，其中該間距R係關聯於該光感測器124所接收之該第二光線224之波長或亮度。

復參閱第一A圖，該脈搏感測裝置10更包含一電路基板20與一固定件22，其中電路基板20設置該感測模組12、該控制處理電路14、該顯示單元16與該電源18，固定件22用於固定該脈搏感測裝置10於皮膚組織32上，本發明之固定件22可為一ok繃或一貼紙或一繃帶。該控制處理電路14連接經該感測電路126，並接收該感測電路126所產生之該感測訊號，該控制處理電路14依據該感測電路126所產生之該感測訊號產生一輸出訊號，且該輸出訊號對應於該脈搏變化。該顯示單元126依據該輸出訊號對應顯示一輸出影像。該電源18產生複數電源訊號並分別傳送至該感測模組12、該控制處理電路14與該顯示單元16，以供應電源。

請一併參閱第二A圖與第二B圖，其為本案之另一較佳實施例之結構示意圖。如圖所示，本發明之脈搏感測裝置10經整合為一小型電路。如第二A圖所示，該電路基板20之一面設置該感測模組12之該光源122、該光感測器124與該感測電路126，該感測模組12之該光感測器124係設置於感測電路126，且該光源122為一發光二極體，該感測電路126為一積體電路(Integrated Circuit，IC)。如第二B圖所示，該電路板20之另一面設置該控制處理電路14與該顯示單元16，且控制處理電路14亦為一積體電路，於此實施例中，顯示單元16亦為一發光二極體，除此之外，顯示單元16亦可為一液晶顯示器或一七段顯示器。再者，該電源18為一薄型電池，其嵌設於電路板20。此外，本發明更可將該感測電路126與該控制處理電路14 整合為一積體電路中。該間距R之範圍為2毫米至8毫米。

光源122所產生之第一光線222，其波長範圍為400奈米至1100奈米，且本發明中光源122之較佳實施例的光譜分別為藍光(463奈米±25奈米)、綠光(543奈米±50奈米)、黃綠光(571奈米±25奈米)、與紅光(634奈米±15奈米)。光源波長所對應的血液吸收係數越大，代表該波長的光被血液吸收的能力越大。而光源波長所對應皮膚散射係數越大，代表光前進運動時散開程度越大，該波長的光穿透皮膚組織的能力也越小，光可以達到的深度也較淺。上述四種光源中，463奈米藍光穿透進入皮膚的深度約0.2毫米，543奈米綠光穿透進入皮膚的深度約0.4毫米，571奈米黃綠光穿透進入皮膚的深度約0.5毫米，而紅光634奈米穿透進入皮膚的深度約0.62毫米，上述穿透的深度僅代表光的強度衰減至入射光亮度的37%之深度，實際上光仍舊能進入更深的部位。此外，上述四種波長的光源中，其經散射後所得之反射亮度都隨著間距R的增加而減弱，紅光的衰減明顯地比其他三種顏色的衰減來得平緩，因此，光源122為紅光時，間距R可最遠達8毫米，而光源122為黃綠光或綠光或藍光時，間距R可最遠達到4至5毫米。

第一光線222在皮膚組織32內是由淺至深逐漸被皮膚組織32所吸收，並且經皮膚組織32之真皮層324的反射後，而形成第二光線224，皮膚組織32的表面反射光瞬間就會達到動態平衡，光線之亮度呈現穩定而不再變化，此部分為感測訊號中的直流訊號(DC)，如第三圖所示，感測訊號之交流訊號中，其包含高頻脈動訊號(AC_HIGH)與低頻變動訊號(AC_LOW)，且如左上角所框選放大的波形圖，其中高頻脈動訊號為頻率在0.5Hz到4Hz的大幅度變化之波形，低頻脈動訊號為頻率在0.5Hz以下而較為平滑之波形，而當局部動脈血管收縮或靜脈受到擠壓時，影響了血液流動而改變血液的流量，也就是血液在血管中的體積受到血管收縮變化的影響，而造成行徑於皮膚組織中的光訊號產生相對的改變，即為形成低頻脈動訊號，亦即該低頻脈動訊號之振幅變化係關聯於血管內之血液的體積變化。當心臟每次收縮時，血管中的血液會受到壓迫而向管壁推擠，因而形成血管的脈動，相對地影響光訊號的變化，即為形成高頻脈動訊號，亦即該高頻脈動訊號之振幅變化係關聯於血管內之血液的體積變化。灌流指數為脈動交流訊號與脈動直流訊號的百分比值中脈動交流訊號又可分為0.5Hz以下的低頻變動訊號與0.5到4Hz的高頻脈動訊號。如此，該感測訊號所包含之至少一交流訊號的振幅變化係關聯於血管內之血液的體積變化。

如第四圖所示，低頻血量變化所造成的光亮度改變與直流光亮度的比例關係可以用低頻灌流指數PI_L來表示，其中使用低頻灌流指數的數值來判斷所量測部位的低頻變動訊號漂移的幅度大小，且，當該間距為3毫米至5毫米時，該低頻灌流指數大於5%。再者，針對低頻變動訊號與脈動直流訊號的百分比定義係如下列低頻灌流指數(PI_L)方程式1所示。

且，低頻灌流指數PI_L隨著間距R越遠時，低頻灌流指數PI_L隨著越大，亦即交流脈動訊號變化幅度對直流脈動訊號的比例越大。為了方便比較，將各個光波長的低頻灌流指數皆以指數函數做趨勢線迴歸分析。其中綠光G、藍光B的上升趨勢比黃綠光YG與紅光R快，而黃綠光YG的指數則比紅光R約大了5倍。

如第五圖所示，不同光波長的高頻灌流指數(PI_H)隨著間距R之變化的量測結果，每一個量測值是20秒脈動訊號中，高頻脈動訊號的振幅平均值，各種波長的高頻灌流指數同樣使用指數函數作迴歸分析繪出趨勢線，而四種光波長都有隨間距R增大而增加的趨勢，光的波長越長則增大的趨勢就越平緩，其中，當該間距R為3毫米至5毫米時，該高頻灌流指數大於5%。高頻脈動訊號主要是用於分析心跳速率的主要脈動訊號，如此在高頻脈動訊號對直流脈動訊號的比例越大，高頻脈動訊號就越穩定，也越容易檢測出心跳速率，使用高頻灌流指數的數值來判斷所量測部位的高頻脈動訊號之振幅大小，而對應高頻脈動訊號與脈動直流訊號的百分比定義如下列之高頻灌流指數(PI_H)方程式2所示。

當光源122所產生之該第一光線222之波長為560-580奈米時，其對應之該間距R為3-4毫米，該感測訊號對應之一高頻灌流指數為大於5%。

如第六圖所示，其為四種光波長的訊號雜訊比與間距R的關係，每個量測點的訊雜比數值使用線性函數作趨勢迴歸分析，其中在近距離時黃綠光YG、綠光G與藍光B的趨勢線斜率較紅光R要大。並且黃綠光YG的訊雜比數值約比藍光B與綠光G大7dB，其中該間距R係對應於該訊號雜訊比SNR，當該間距為2毫米至5毫米時，該訊號雜訊比為10分貝(dB)至45分貝(dB)。再者，光脈動訊號除了會受到所感測部位的生理變動影響之外，訊號的好壞取決於上述光感測器124本身的電路雜訊，所以在訊號評估指標中的訊號訊雜比(SNR)，一般以振幅大小為訊雜比定義，其方程式如下方程式3所示，以分貝(dB)值為訊號雜訊比的單位，此指標反應了脈動訊號品質的好壞程度。

請參閱第七圖至第九圖，其為本發明之脈動感測裝置感測指頭、額頭、前臂之脈動的一較佳實施例的波形圖。如第七圖至第九圖所示，分別依本發明之脈搏感測裝置10於指頭、額頭、前臂的感測情況並針對高頻灌流指數、訊號雜訊比與穿透率進行分析，其中如第七圖所示，其為針對高頻灌流指數分析所得之波形圖，本發明尤以黃綠光之效果為佳，因此本實施例為脈搏感測裝置10以黃綠光在食指、額頭、與前臂內側而隨間距R改變之高頻灌流指數，分別反應這三種組織之第二光線224之亮度與皮膚組織32之散射光度的比例，以及隨間距R而改變的趨勢。各不同部位的量測數值以指數函數作迴歸分析，前述三部位的高頻灌流指數皆隨著間距R的增加而有增大的現象，其中以額頭部位的上升變化速率最大，食指部位與前臂內側部位的上升速率較為平緩且食指部位的高頻灌流指數皆大於前臂內側的高頻灌流指數。

如第八圖所示，本實施例為脈搏感測裝置10以黃綠光在食指、額頭、與前臂內側之訊號雜訊比隨間距R改變的情形，經由線性趨勢迴歸分析，三個部位在間距R越大時訊號雜訊比皆有越小的趨勢，其中以前臂內側部位的訊號雜訊比最差。

如第九圖所示，本實施例為脈搏感測裝置10以黃綠光在食指、額頭、與前臂內側之皮膚組織32的光穿透率隨間距R改變的情形，將食指、額頭、與前臂內側之各組織部位富含血液時的組織反射光亮度值除以不含血液時的組織反射光亮度值，取其百分比再以指數函數做趨勢分析，當間距R越遠時，三種部位的組織光穿透率皆有往下降的趨勢，其中在額頭部位的下降速率較大，代表組織光穿透率的變化幅度較大，而前臂內側的組織光穿透率趨勢線皆大於食指的組織光穿透率趨勢線，兩部位的組織光穿透率約相差25%。

如第十圖所示，由於本發明之感測訊號包含高頻脈動訊號，其可應用針對心臟的感測，因此本發明與專門之心臟量測儀器進行長時間同步量測，以實證本發明確實可應用於心臟之量測中，本實施例係以三導程霍式心電圖機的心電圖診斷報告與本發明之高頻脈動訊號相比較，分別以記錄24小時之感測結果進行分析，其中上方波形為心電圖(ECG)，下方波形為脈動波形圖(PPG)，特別是在ECG之波形有連續出現早期心房收縮(APC：Atrial premature contraction)與早期心室收縮(VPC：Ventricular premature contraction)的ECG波形，且本發明所產生之PPG有相對應之APC與VPC的脈動波形，因此本發明確實可應用於較簡單之心電量測，以加快心電量測效率並可簡化初步心電量測之方式。

本發明較佳實施例之脈搏感測裝置可用最小的光亮度，檢測到最大的訊號強度，也就是有較大的高頻灌流指數，並且也能讓低頻變動訊號有夠大的動態範圍，同時光穿透率應在37%左右，以得到最精確的光吸收度量測值。考慮測量血液灌流的光反射式脈動感測器在設計上，應以脈動的低頻變動訊號能有較大的動態範圍，且應避免超過儀器偵測上限而使訊號飽和，並使其具有較高的灌流指數與較好的訊雜比為目標。由上述可知，當四種可見光光源的亮度在相同條件下，距離光源越遠時，組織表面的散射反射光亮度也就越小。組織的光吸收係數與散射係數越小時，光在組織的亮度分佈區域就越大，而選擇光源的波長時，必須同時衡量穿入組織的深度與該波長在受測部位的光散射反射亮度，並選擇血液對該光波長有較大吸收係數者作為光源。當組織內有相同血量變化時，可在組織表面的散射反射光中產生較強的亮度變化，也較容易由光檢測器量測到明顯的脈動交流訊號成分。在間距R與脈動訊號的關係上，當間距R較小時，雖然組織散射反射光的亮度較強，所以訊雜比會較好，但是由於光穿透行徑會較短，所以行徑的血液較少，血液的吸收度也較小，因此高頻灌流指數與低頻灌流指數都較小。一般狀況下，低頻變動訊號的擺幅遠大於高頻脈動訊號的幅度，在長時間量測時，常會因為組織總灌流量隨生理的變化而形成低頻的大幅變動，故容易造成感測訊號的飽和失真。反之間距R較大時光穿透行徑較長，所以光行徑組織內的血液量較多吸收也較大，而使組織散射反射光亮度減弱，使得訊號較小所以訊雜比較差，但路徑中血量的變動量也較多，所以無論是高頻灌流指數或低頻灌流指數都增大。在四種不同的可見光中量測食指部位時，高頻灌流指數大於5%以上的只有黃綠光，以黃綠光的光源且間距R在3毫米到3.5毫米之間量測食指部位的高頻灌流指數可達5%至6%，符合脈動訊號品質良好的設計條件。

同樣以黃綠光的作為光源，間距R在3毫米到3.5毫米之間量測食指部位的訊雜比為呈逐漸下降的趨勢。不同光源波長在手指部位的量測結果顯示，黃綠光在間距R小於4.6毫米時，其訊雜比都比其他顏色高，而在間距R小於3.3毫米時，高頻灌流指數也都比其他顏色高。黃綠光在不同部位的量測結果則顯示，不同組織因為微血管含量的不同，灌流指數與訊號雜訊比隨著間距R改變的趨勢也明顯不同。額頭部位因為頭骨外的軟組織較薄，為了維持頭部的溫度，所以微血管密度明顯較高以維持高血液灌流量，因此光穿透率隨著間距R的增加會迅速衰減且灌流指數快速上升，以致於無法檢測到間距R大於3.5毫米時的訊號，但在前臂內側與手指部位則可量測到間距R大至5毫米的光反射訊號。

而心臟早期收縮的心電波形與脈動波形如第十圖所示，可分為心房早期收縮(APC)與心室早期收縮(VPC)，當發生心臟早期收縮時其心跳間隔時間會呈現一短一長的現象且心房早期收縮所發生的時間間隔比心室早期收縮要短，由其對映的脈動波形可觀察到當心臟發生心房早期收縮跳動時，手指部位的灌流血量比心室早期收縮略少，所以心房早期收縮時的脈動波形振幅會比心室早期收縮時的脈動波形振幅要小。由心率同步量測實驗的比對結果顯示，光反射式脈動心率量測的心率變異度分析趨勢可與市售心電圖機有一致性的結果，所以可應用在心臟病患的心率變異度量測分析，做為心臟功能評估的輔助工具。光反射式脈動長時間量測中，可用來記錄受測者處於睡眠狀態時的脈動波形，其中含有許多不同生理意義，如睡覺打呼、睡眠呼吸終止等，也常結合影像記錄、呼吸感測、心電圖、肌電圖、與腦波圖等，做同步的檢測以進行睡眠生理的應用研究。

光反射式脈動感測器適合使用在身體不同位置的表面進行量測，當使用較短波長可見光做為光源時，可縮減穿透行徑及縮小感測器的大小，方便固定黏貼，但也必須選擇血液具有高吸收的波長以獲得明顯的光脈動訊號。因此以血紅素在560-580奈米附近的光吸收波長進行量測可得到較高的血液灌流指數。光源與感測器之間的距離，同時影響著灌流指數及訊雜比當間距R增大時，灌流指數隨光路徑的增長而增大，但訊雜比卻隨著光反射亮度的減弱而降低。採用波長560-580奈米之黃綠光為光源在最低發光功率與間距R為3-4毫米的條件下，以額頭為感測部位所設計的光反射式脈動感測器，在使用上具便利性，最不影響身體活動並且較不受環境溫度下降變化的影響。

此光反射式脈動感測器的高頻灌流指數達7.5%，訊雜比為28dB，組織光穿透率於37%血液吸收度最準確線性範圍附近的光反射式脈動感測探頭。

綜上所述，本發明係為一種脈搏感測裝置，其係利用感測自皮膚組織反射之光線，以藉由血管脈動變化影響光行徑之變化，進一步得知心血管脈動，且藉由積體電路使本發明之感測裝置輕便化，又可迅速得知並判斷心血管脈動，以做初步判斷，故，本發明可進一步提高心血管脈動的判斷效率，且可增加脈搏量測的便利性。

故本發明實為一具有新穎性、進步性及可供產業上利用者，應符合我國專利法專利申請要件無疑，爰依法提出發明專利申請，祈鈞局早日賜至准專利，至感為禱。

惟以上所述者，僅為本發明一較佳實施例而已，並非用來限定本發明實施之範圍，故舉凡依本發明申請專利範圍所述之形狀、構造、特徵及精神所為之均等變化與修飾，均應包括於本發明之申請專利範圍內。