TWI750889B - 非接觸式血壓測量系統及其非接觸式血壓值計算之方法 - Google Patents

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Abstract

一種非接觸式血壓測量系統及其非接觸式血壓值計算之方法。非接觸式血壓測量系統包括測量模組、訊號處理模組及計算模組。測量模組藉由非接觸方式以量測受測者之生理訊號。訊號處理模組用以根據受測者之生理訊號以得到順向壓力波及逆向反射波。計算模組用以得知順向壓力波及逆向反射波之間之反射脈波傳輸時間，藉以將反射脈波傳輸時間及複數之校正參數代入血壓演算法公式以計算得到受測者之估測舒張壓及估測收縮壓。

Description

非接觸式血壓測量系統及其非接觸式血壓值計算之方法
本發明係關於一種非接觸式血壓測量系統及其非接觸式血壓值計算之方法，特別是一種利用脈波傳輸時間差去計算的非接觸式血壓測量系統及其非接觸式血壓值計算之方法。
高血壓是現代社會中常見的疾病之一，高血壓除了會造成動脈硬化之外，也會造成心臟、腦部及腎臟相關的疾病。所以量測血壓對於健康的維護相當重要。對於一般的受測者來說，通常是利用非侵入式血壓量測技術來量測血壓。非侵入式血壓量測技術可以為水銀柱血壓計或電子式血壓計等。然而，該些血壓計的受測者都必須要穿戴加壓裝置對手臂或其他肢體進行加壓，加壓裝置之壓力必須要能夠阻止血液流通，所以會造成使用者的不適。
所以於先前技術中，已經具有非壓迫式的方式來量測得知受測者血壓的裝置。先前技術中係利用量測穿載者的心電圖(Electrocardiography，ECG)來得知受測者的心跳數據，再藉由配備光體積變化描記圖法感應器 (Photoplethysmography，PPG)，量測腕部脈波訊號來得到心跳數據，以計算得知脈衝傳輸時間(Pulse Transit Time，PTT)。再利用Moens-Korteweg方程式等方式計算出受測者的血壓值。但此種方式必須要搭配專業的醫療儀器，再利用貼片電極或手夾PPG感測器對受測者進行測量，所以受測者會感到不適。且上述兩種儀器也必須同步才能得到正確的脈衝傳輸時間，會增加使用上的不便。
因此，有必要發明一種新的非接觸式血壓測量系統及其非接觸式血壓值計算之方法，以解決先前技術的缺失。
本發明之主要目的係在提供一種可利用脈波傳輸時間差去計算的非接觸式血壓測量系統。
本發明之另一主要目的係在提供一種用於上述系統的非接觸式血壓值計算之方法。
為達成上述之目的，非接觸式血壓測量系統用以偵測受測者之血壓。非接觸式血壓測量系統包括測量模組、訊號處理模組及計算模組。測量模組藉由非接觸方式以量測受測者之生理訊號。訊號處理模組係電性連接該測量模組，用以根據受測者之生理訊號以得到順向壓力波及逆向反射波。計算模組係電性連接訊號處理模組，用以得知順向壓力波及逆向反射波之間之反射脈波傳輸時間，藉以將反射脈波傳輸時間帶入血壓演算法公式及複數之校正參數以計算得到受測者之估測舒張壓及估測收縮壓。
本發明之非接觸式血壓值計算之方法包括以下步驟：藉由非接觸方式偵測受測者之生理訊號；根據生理訊號得知順向壓力波及逆向反射波；找出順向壓力波及逆向反射波之間之反射脈波傳輸時間；以及將反射脈波傳輸時間及複數之校正參數代入血壓演算法公式以計算得到該受測者之估測舒張壓及估測收縮壓。
為能讓 貴審查委員能更瞭解本發明之技術內容，特舉較佳具體實施例說明如下。
以下請參考圖1係本發明之非接觸式血壓測量系統之架構示意圖。
於本發明之一實施例中，非接觸式血壓測量系統1可以設置於一智慧型穿戴式裝置內，或是為一個獨立的醫療儀器。非接觸式血壓測量系統1包括測量模組10、訊號處理模組20及計算模組30。測量模組10藉由一非接觸方式對受測者2手指、手腕或身體其他部位量測出受測者2之生理訊號，即為受測者2之脈搏。測量模組10係為自振式互補式隙環共振元件或是連續波雷達，其作用方式於本說明書後續會有詳細說明，故再此先不描述。訊號處理模組20係電性連接該測量模組10，係配合上述的自振式互補式隙環共振元件或是連續波雷達，以根據該受測者2之生理訊號以得到一順向壓力波W1及一逆向反射波W2。
在此也請同時參考圖2A係本發明之受測者之不同脈波之示意圖及圖2B係本發明之受測者之脈波訊號之時域圖。
如圖2A所示，當血流至心臟後流出的脈波訊號達到量測點時，可以在波形上觀測到的主波峰，即為心臟收縮時所流出大量血液所造成的最大振幅，稱為順向壓力波(forward pressure wave)W1，而當順向壓力波碰撞在肢體末梢會造成一反射訊號，稱為逆向反射波(backward pressure wave)W2。因為逆向反射波W2是反射壓力訊號，因此訊號強度略小於順向壓力波W1的大小。順向壓力波W1及該逆向反射波W2之間的時間差即為一反射脈波傳輸時間(reflected pulse transit time) R-PTT。
測量模組10量得的生理訊號還會經過訊號處理模組20的處理，訊號處理模組20可以包括濾波器、放大器等，但本發明並不限於此。由於測量模組10接收到訊號並非完美訊號，其可能會受到雜訊干擾或是包含了不需要的高頻訊號。此時可透過訊號處理模組20來濾除不需要之雜訊。經過訊號處理模組20濾波後的訊號，只保留脈波訊號頻段以便計算模組30進行接下來的處理。
計算模組30係電性連接該訊號處理模組20。計算模組30可以為穿戴式電子裝置內的模組，也可以設置在遠端的電腦系統或智慧型手機內，本發明並不限制測量模組10及訊號處理模組20必須與計算模組30設置於同一或不同裝置內。計算模組30可以利用一階、二階微分以及斜率的變化分析脈波訊號頻段得到如圖2B之波形。計算模組30再尋找區域性峰值，以找出振幅最高的第一峰值P1及次高的第二峰值P2，而第一峰值P1即代表順向壓力波W1，第二峰值P2即代表逆向反射波W2，故兩峰值的時間差即為反射脈波傳輸時間R-PTT。
接著計算模組30將該反射脈波傳輸時間及複數之校正參數代入一血壓演算法公式來計算，即可得到該受測者2之一估測舒張壓及一估測收縮壓。計算模組30可以利用一實測舒張壓及一實測收縮壓先找出複數之校正參數。實測舒張壓及實測收縮壓為藉由傳統血壓計所找測得到的數值，傳統血壓計可以為水銀柱血壓計或電子式血壓計等，本發明並不限於此。
而關於血壓演算法公式的推導，可以先根據Bramwell–Hill公式得知脈波傳播速度(Pulse Wave Velocity，PWV)為： PWV=
Figure 02_image001
其中V為每單位長度的血液體積，ρ為血液密度，dP為舒張壓及收縮壓間的壓力差，dV血液體積改變量。且脈波傳播速度也可以表示為往返傳輸距離(L rt)除以反射脈波傳輸時間(R-PTT)。所以就可以得到以下公式： dP=SBP-DBP =
Figure 02_image003
=
Figure 02_image005
其中a為第一校正參數。此時若計算模組30將實測舒張壓代入DBP、實測收縮壓代入SBP後，就可以得知第一校正參數的值。
再根據Moens–Korteweg公式可以得到： PWV=
Figure 02_image007
其中E in為側向擴張的動脈壁彈性模量，h為動脈壁厚度，r為在舒張期結束時的動脈的半徑。而E in與平均血壓(MBP)的關係為：
Figure 02_image009
由於平均血壓之定義為
Figure 02_image011
SBP+
Figure 02_image013
DBP，所以上述的式子可以再推導成為：
Figure 02_image011
SBP+
Figure 02_image013
DBP=
Figure 02_image015
其中b為第二校正參數。此時計算模組30將實測舒張壓代入DBP、實測收縮壓代入SBP後，就可以得知第二校正參數的值。
綜合上述的式子，可以得到： DBP=
Figure 02_image017
若再考量個別的差異，最終可以得到該血壓演算法公式為： DBP’=DBP 0+
Figure 02_image017
； SBP’=SBP 0+
Figure 02_image019
； 其中DBP 0為舒張壓校正參數、SBP 0為收縮壓校正參數。該計算模組30將實測舒張壓代入DBP’、實測收縮壓代入SBP’後，就可以計算得到舒張壓校正參數及收縮壓校正參數。
藉此，在測量得到反射脈波傳輸時間R-PTT後，計算模組30即可利用上述的公式與第一校正參數、第二校正參數、舒張壓校正參數及收縮壓校正參數，計算得出DBP’及SBP’，以得知受測者2之估測舒張壓及估測收縮壓。
而關於非接觸式血壓測量系統1之其中一種詳細架構請先參考圖3係本發明之第一實施例之非接觸式血壓測量系統之架構示意圖。
於本發明之第一實施例中，非接觸式血壓測量系統1a包括測量模組11、訊號處理模組21及計算模組30。測量模組11係為一自振式互補式隙環共振元件(self-oscillating CSRR，SO-CSRR)。自振式互補式隙環共振元件可以根據受測者2手指、手腕或身體其他部位內部經過的血流造成的微擾動，產生一週期性共振頻率偏移(periodic resonant frequency deviation)，來得到生理訊號，不須直接接觸到受測者2。接著再依據注入鎖定原理(injection-locked theory)將生理訊號轉換成一頻率調變訊號。故於本發明之第一實施例中，測量模組11可包括互補式隙環共振器(complementary split ring resonator，CSRR)111以及一雙極性電晶體射頻放大器112。互補式隙環共振器111係呈一迴授迴圈振盪器配置(feedback-loop oscillator configuration)。雙極性電晶體射頻放大器112係電性連接該互補式隙環共振器111，可實現一感測振盪之功能以感測其生理訊號，用來放大該頻率調變訊號，以提供足夠的增益，藉以滿足巴克豪森振盪準則(Barkhausen oscillation criteria)。另需注意的是，本實施例採用雙極性電晶體射頻放大器112僅是示例說明，本發明並不限僅能採用此種射頻放大器，只要能達到相同目的之放大器皆可被運用在本發明中。
本發明之第一實施例中的訊號處理模組21可包括振幅解調元件211、放大元件212及微控制器213。振幅解調元件211係電性連接測量模組11，測量模組11之輸出頻率調變訊號係由振幅解調元件211所接收。振幅解調元件211接著進行頻率及振幅的調變。振幅解調元件211可由其具有得微波微分器211a以及封包偵測器211b來實現。故微波微分器211a將頻率調變訊號(Frequency modulation，FM)調整訊號為振幅調變(Amplitude modulation, AM)訊號，封包偵測器211b將射頻振幅轉換為直流輸出，藉以獲得受測者2的生理訊號。放大元件212係電性連接振幅解調元件211。放大元件212接著接收上述之生理訊號，並將此生理訊號進行放大處理。放大元件212並接著輸出此放大後之生理訊號。微控制器213係電性連接放大元件212，用以接收放大後之生理訊號，以轉換成一數位之生理訊號，再將數位之生理訊號傳送給計算模組30。
接著請參考圖4係本發明之第二實施例之非接觸式血壓測量系統之架構示意圖。
於本發明之第二實施例中，非接觸式血壓測量系統1b包括測量模組12、訊號處理模組22及計算模組30。測量模組12係為連續波雷達，以靠近根據受測者2手指、手腕或身體其他部位來偵測內部經過的血流造成的微振動，不須直接接觸到受測者2。測量模組12包括兩個24 GHz連續波雷達之單元天線121、122、雷達晶片123及鎖相迴路(Phase-Locked Loop，PLL)模組124。單元天線121、122作為接收及發射雷達波之用。雷達晶片123之操作頻率為24 GHz頻段，工作電壓在3.3V，其內部設置低相位雜訊的壓控振盪器(low phase noise voltage control oscillator，VCO)及除頻器(frequency divider)等模組，藉以產生24 GHz之射頻訊號。
鎖相迴路模組124係電性連接該雷達晶片123，是用以使雷達晶片123的射頻訊號源的相位與參考訊號源的相位達到同步。鎖相迴路模組124主要包括相位檢測器124a、電荷泵(charge pump) 124b及迴路濾波器124c。鎖相迴路模組124為用來檢測兩個輸入相位差。相位檢測器124a的參考訊號源可以由另外的振盪器125所提供。相位檢測器124a係比較射頻訊號源的相位與參考訊號源的相位，依據兩者之間的變化利用電荷泵124b調整，以及進一步對迴路濾波器124c充放電，用以調整雷達晶片123中之壓控振盪器之振盪頻率。此流程將不斷循環，直到相位檢測器124a中的兩輸入訊號相同時，即代表處於鎖相狀態。藉此雷達晶片123可輸出穩定且低雜訊之24 GHz射頻訊號，以獲得品質較佳之生理訊號。
訊號處理模組22包括放大元件221及微控制器222。放大元件221係電性連接該雷達晶片123，微控制器222再電性連接該放大元件221。最後再利用放大元件221將生理訊號放大處理，接著輸出此放大後之生理訊號到微控制器222。微控制器222接收上述之放大後之生理訊號，轉換成數位之生理訊號以傳送給計算模組30。
需注意的是，非接觸式血壓測量系統1具有的各模組可以為硬體裝置、軟體程式結合硬體裝置、韌體結合硬體裝置等方式架構而成，但本發明並不以上述的方式為限。此外，本實施方式僅例示本發明之較佳實施例，為避免贅述，並未詳加記載所有可能的變化組合。然而，本領域之通常知識者應可理解，上述各模組或元件未必皆為必要。且為實施本發明，亦可能包含其他較細節之習知模組或元件。各模組或元件皆可能視需求加以省略或修改，且任兩模組間未必不存在其他模組或元件。
接著請參考圖5係本發明之非接觸式血壓值計算之方法之步驟流程圖。此處需注意的是，以下雖以上述非接觸式血壓測量系統1為例說明本發明之非接觸式血壓值計算之方法，但本發明之非接觸式血壓值計算之方法並不以使用在上述相同結構的非接觸式血壓測量系統1為限。
首先進行步驟501：藉由一非接觸方式偵測一受測者之一生理訊號。
首先測量模組10藉由一非接觸方式，對受測者2手指、手腕或身體其他部位以量測一受測者2之生理訊號。測量模組10可以為自振式互補式隙環共振元件或是連續波雷達。
其次進行步驟502：根據該生理訊號得知一順向壓力波及一逆向反射波
其次訊號處理模組20將受測者2之生理訊號濾除不需要之雜訊後，可以得到順向壓力波W1及逆向反射波W2。
接著進行步驟503：找出該順向壓力波及該逆向反射波之間之一反射脈波傳輸時間。
接著計算模組30分析脈波訊號頻段，尋找區域性峰值，以找出振幅最高的第一峰值P1及次高的第二峰值P2，用以得知該順向壓力波W1及該逆向反射波W2之間的時間差，此時間差即為一反射脈波傳輸時間R-PTT。
最後進行步驟504：將該反射脈波傳輸時間及複數之校正參數代入一血壓演算法公式以計算得到該受測者之一估測舒張壓及一估測收縮壓。
計算模組30將該反射脈波傳輸時間以及第一校正參數、第二校正參數、舒張壓校正參數及收縮壓校正參數代入血壓演算法公式DBP’=DBP 0+
Figure 02_image017
、SBP’=SBP 0+
Figure 02_image019
來計算，即可得到該受測者2之一估測舒張壓及一估測收縮壓。計算模組30可以利用一實測舒張壓及一實測收縮壓先找出第一校正參數、第二校正參數、舒張壓校正參數及收縮壓校正參數。實測舒張壓及實測收縮壓為藉由傳統血壓計所找測得到的數值，傳統血壓計可以為水銀柱血壓計或電子式血壓計等，本發明並不限於此。
所以計算模組30依照公式dP=SBP-DBP =
Figure 02_image005
，將實測舒張壓代入DBP、實測收縮壓代入SBP後，就可以得知第一校正參數的值。再依照公式
Figure 02_image011
SBP+
Figure 02_image013
DBP=
Figure 02_image015
，將實測舒張壓代入DBP、實測收縮壓代入SBP後，就可以得知第二校正參數的值。依照公式DBP’=DBP 0+
Figure 02_image017
，將實測舒張壓代入DBP’， 就可以得知舒張壓校正參數的值。依照公式SBP’=SBP 0+
Figure 02_image019
將實測收縮壓代入SBP’， 就可以得知收縮壓校正參數的值。藉此，在測量得到反射脈波傳輸時間R-PTT後，計算模組30即可利用上述的公式與第一校正參數、第二校正參數、舒張壓校正參數及收縮壓校正參數，計算得出DBP’及SBP’，以得知受測者2之估測舒張壓及估測收縮壓。
此處需注意的是，本發明之非接觸式血壓值計算之方法並不以上述之步驟次序為限，只要能達成本發明之目的，上述之步驟次序亦可加以改變。
由上述的說明可知，本發明的非接觸式血壓測量系統1能夠不用直接接觸到受測者2，也能準確地計算出受測者2之血壓。
需注意的是，上述僅為實施例，而非限制於實施例。譬如 此不脫離本發明基本架構者，皆應為本專利所主張之權利範圍，而應以專利申請範圍為準。
1、1a、1b:非接觸式血壓測量系統 2:受測者 10、11、12:測量模組 111:互補式隙環共振器 112:雙極性電晶體射頻放大器 121、122:單元天線 123:雷達晶片 124:鎖相迴路模組 124a:相位檢測器 124b:電荷泵 124c:迴路濾波器 125:振盪器 20、21、22:訊號處理模組 211:振幅解調元件 211a:微波微分器 211b:封包偵測器 212、221:放大元件 213、222:微控制器 30:計算模組 P1:第一峰值 P2:第二峰值 W1:順向壓力波 W2:逆向反射波 R-PTT:反射脈波傳輸時間
圖1係本發明之非接觸式血壓測量系統之架構示意圖。 圖2A係本發明之受測者之不同脈波之示意圖。 圖2B係本發明之受測者之脈波訊號之時域圖。 圖3係本發明之第一實施例之非接觸式血壓測量系統之架構示意圖。 圖4係本發明之第二實施例之非接觸式血壓測量系統之架構示意圖。 圖5係本發明之非接觸式血壓值計算之方法之步驟流程圖。
1:非接觸式血壓測量系統
2:受測者
10:測量模組
20:訊號處理模組
30:計算模組

Claims (18)

  1. 一種非接觸式血壓值計算之方法，係用於一非接觸式血壓測量系統，該方法包括以下步驟：藉由一非接觸方式偵測一受測者之一生理訊號；根據該生理訊號得知一順向壓力波及一逆向反射波，其中該逆向反射波係為該順向壓力波經碰撞後所產生之一反射訊號；找出該順向壓力波及該逆向反射波之間之一反射脈波傳輸時間；以及將該反射脈波傳輸時間及複數之校正參數代入一血壓演算法公式以計算得到該受測者之一估測舒張壓及一估測收縮壓。
  2. 如請求項1所述之非接觸式血壓值計算之方法，其中該血壓演算法公式包括：
    Figure 109139392-A0305-02-0021-3
    ；以及
    Figure 109139392-A0305-02-0021-2
     其中DBP’為該估測舒張壓、SBP’為該估測收縮壓、R-PTT為該反射脈波傳輸時間、a為一第一校正參數、b為一第二校正參數、DBP0為一舒張壓校正參數、SBP0為一收縮壓校正參數。
  3. 如請求項2所述之非接觸式血壓值計算之方法，更包括以下步驟： 利用一實測舒張壓及一實測收縮壓帶入該血壓演算法公式以得知該複數之校正參數。
  4. 如請求項3所述之非接觸式血壓值計算之方法，更包括以下步驟：利用一傳統血壓計得到該實測舒張壓及該實測收縮壓。
  5. 如請求項3所述之非接觸式血壓值計算之方法，其中 該第一校正參數由
    Figure 109139392-A0305-02-0022-8
    公式計算而得； 該第二校正參數由
    Figure 109139392-A0305-02-0022-7
    公式計算而得； 其中DBP為該實測舒張壓、SBP為該實測收縮壓。
  6. 如請求項5所述之非接觸式血壓值計算之方法，其中該舒張壓校正參數為將該實測舒張壓代入
    Figure 109139392-A0305-02-0022-4
    公式計算而得；以及 該收縮壓校正參數為將該實測收縮壓代入
    Figure 109139392-A0305-02-0022-5
    公式計算而得。
  7. 如請求項1所述之非接觸式血壓值計算之方法，更包括以下步驟：利用一自振式互補式隙環共振元件以測量該受測者之該生理訊號。
  8. 如請求項1所述之非接觸式血壓值計算之方法，更包括以下步驟：利用一連續波雷達測量該受測者之該生理訊號。
  9. 一種非接觸式血壓測量系統，用以偵測一受測者之血壓，該非接觸式血壓測量系統包括：一測量模組，藉由一非接觸方式以量測該受測者之一生理訊號；一訊號處理模組，係電性連接該測量模組，用以根據該受測者之該生理訊號以得到一順向壓力波及一逆向反射波，其中該逆向反射波係為該順向壓力波經碰撞後所產生之一反射訊號；一計算模組，係電性連接該訊號處理模組，用以得知該順向壓力波及該逆向反射波之間之一反射脈波傳輸時間，藉以將該反射脈波傳輸時間及複數之校正參數代入一血壓演算法公式以計算得到該受測者之一估測舒張壓及一估測收縮壓。
  10. 如請求項9所述之非接觸式血壓測量系統，其中該血壓演算法公式包括：
    Figure 109139392-A0305-02-0023-9
    ；以及
    Figure 109139392-A0305-02-0023-10
     其中DBP’為估測舒張壓、SBP’為估測收縮壓、R-PTT為反射脈 波傳輸時間、a為第一校正參數、b為第二校正參數、DBP0為舒張壓校正參數、SBP0為收縮壓校正參數。
  11. 如請求項10所述之非接觸式血壓測量系統，其中該計算模組利用一實測舒張壓及一實測收縮壓帶入該血壓演算法公式以得知該校正參數。
  12. 如請求項11所述之非接觸式血壓測量系統，其中該實測舒張壓及該實測收縮壓係利用一傳統血壓計來得到。
  13. 如請求項11所述之非接觸式血壓測量系統，其中： 該第一校正參數由
    Figure 109139392-A0305-02-0024-11
    計算而得；以及 該第二校正參數由
    Figure 109139392-A0305-02-0024-12
    計算而得； 其中DBP為該實測舒張壓、SBP為該實測收縮壓。
  14. 如請求項13所述之非接觸式血壓測量系統，其中該舒張壓校正參數為將該實測舒張壓代入
    Figure 109139392-A0305-02-0024-13
    公式計算而得；以及 該收縮壓校正參數為將該實測收縮壓代入
    Figure 109139392-A0305-02-0024-14
    公式計算而得。
  15. 如請求項9所述之非接觸式血壓測量系統，其中該測量模組包括：一互補式隙環共振器，用以偵測該生理訊號並輸出該生理訊號之一頻率調變訊號；以及一雙極性電晶體射頻放大器，係電性連接該互補式隙環共振器，用來實現一感測振盪功能，以輸出放大之該頻率調變訊號。
  16. 如請求項15所述之非接觸式血壓測量系統，其中該訊號處理模組包括：一振幅解調元件，係電性連接該測量模組，用以對該生理訊號進行頻率及振幅的調變，以得到該生理訊號之一振幅調變訊號；一放大元件，係電性連接該振幅解調元件，用以得到放大後之該生理訊號；以及一微控制器，係電性連接該放大元件，用以得到數位之該生理訊號，以傳送給該計算模組。
  17. 如請求項9所述之非接觸式血壓測量系統，其中該測量模組包括：一連續波雷達，用以接收及發射雷達波；一雷達晶片，係電性連接該連續波雷達，用以得到該生理訊號之 一射頻訊號；以及一鎖相迴路模組，係電性連接該雷達晶片，用以使該雷達晶片之該射頻訊號的相位與一參考訊號源的相位達到同步。
  18. 如請求項17所述之非接觸式血壓測量系統，其中訊號處理模組包括：一放大元件，係電性連接該雷達晶片，用以得到放大後之該生理訊號；以及一微控制器，係電性連接該放大元件，用以得到數位之該生理訊號，以傳送給該計算模組。
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