TWI839252B

TWI839252B - 血管狀態量測方法及其適用之血管狀態量測裝置

Info

Publication number: TWI839252B
Application number: TW112122272A
Authority: TW
Inventors: 王廷瑋
Original assignee: 國立清華大學
Filing date: 2023-06-14
Publication date: 2024-04-11

Abstract

一種血管狀態量測方法包含：以一第一量測範圍對一目標血管進行一第一渦電流感應量測以獲得一第一訊號特性差異；至少調整該第一量測範圍的起點位置及終點位置其中之一者以獲得一第二量測範圍，並以該第二量測範圍對該目標血管進行一第二渦電流感應量測以獲得一第二訊號特性差異；以及至少透過該第一訊號特性差異以及該第二訊號特性差異來選擇一較佳量測範圍或者估算該目標血管的一狹窄或硬化位置

Description

血管狀態量測方法及其適用之血管狀態量測裝置

本發明關於一種血管狀態量測方法及其適用之血管狀態量測裝置；特別是關於透過對目標血管的不同量測範圍分別渦電流感應量測的血管狀態量測方法及其適用之血管狀態量測裝置。

隨著人口老齡化社會以及現代人的飲食習慣改變與生活作息不規律，現代人的血管容易堆積脂肪或其他雜質。當堆積的脂肪或其他雜質過多而無法代謝時，就會產生血管堵塞等情況。並且堆積的脂肪或其他雜質將會積累成為血管內的斑塊，導致血管變得日益狹窄，進而影響血管的供血功能，稱為血管狹窄。另一方面，現代人的體重容易過重以及抽煙或高油鹽的飲食等不良習慣亦會導致血管失去彈性，稱為血管硬化。血管狹窄或血管硬化都會加速全身的老化，也成為了引發各種致命疾病的主要原因。其中，頸動脈狹窄是最危險的血管狹窄狀況。具體來說，頸動脈狹窄是導致腦中風的隱形殺手。在狹窄的頸動脈中，局部血流速度加快而造成紊流，將增加血栓產生的機率，進而引發缺血性腦中風。

由於血管狹窄與血管硬化屬於慢性的血管疾病，患者於日常生活中不一定會有症狀表現或者感覺到病情加重。若想要對血管狹窄與血管硬化進行早期評估與診斷，臨床上常使用超音波定期追蹤監控血管狹窄與硬化。舉例而言，可以使用頸部超音波追蹤頸動脈的血管狀態。然而超音波屬於大型醫學設備不易普及至小診間或者日常量測，並且超音波需要透過專業人員進行操做。因此使用超音波無法達到即時監測血管的健康程度的目的。臨床上，若等到有症狀後才使用超音波進行檢測，很可能已經是嚴重的血管栓塞或硬化，而錯過了最佳的治療時機。

若想要簡易配戴，可以採用磁電線圈利用磁電效應進行血管的監測。然而，血管栓塞或硬化的位置並不容易掌握，也較難掌握較佳的量測位置。因此，如何可以簡單的方式對血管栓塞或硬化的位置有初步的定位以及尋找較佳的量測位置都將會是利用磁電效應進行血管的監測所需要面對的技術瓶頸。

本發明的目的之一在於提供一種對血管栓塞或硬化的位置有初步的定位以及尋找較佳的量測位置的方法及裝置。

本發明提供一種血管狀態量測方法包含：以一第一量測範圍對一目標血管進行一第一渦電流感應量測以獲得一第一訊號特性差異；至少調整第一量測範圍的起點位置及終點位置其中之一者以獲得一第二量測範圍，並以第二量測範圍對目標血管進行一第二渦電流感應量測以獲得一第二訊號特性差異；以及至少透過第一訊號特性差異以及第二訊號特性差異來選擇一較佳量測範圍或者估算目標血管的一狹窄或硬化位置。

本發明提供一種血管狀態量測裝置包含線圈組以及耦接線圈組的控制模組。線圈組具有依序排列的複數線圈。控制模組用以執行以下操作：選擇複數線圈中的其中二者為一第一量測範圍的起點位置及終點位置，以第一量測範圍對目標血管進行一第一渦電流感應量測以獲得一第一訊號特性差異；至少選擇複數線圈中未被選擇之一者來調整第一量測範圍的起點位置及終點位置其中之一者以獲得一第二量測範圍，並以第二量測範圍對目標血管進行一第二渦電流感應量測以獲得一第二訊號特性差異；以及至少透過第一訊號特性差異以及第二訊號特性差異來選擇一較佳線圈組合或者估算目標血管的一狹窄或硬化位置。

如上所述的血管狀態量測方法及血管狀態量測裝置，可以透過對目標血管的兩個量測範圍進行兩次渦電流感應量測，並比較兩次渦電流感應量測所計算的訊號特性差異之間的數值差異。藉由第一訊號特性差異與第二訊號特性差異之間的數值差異，來估算目標血管的狹窄或硬化位置或者評估目標血管較佳的量測位置。相較於超音波或其他量測手段，本發明的血管狀態量測方法及血管狀態量測裝置可以透過電路及電路基板製成，成本可以大幅縮減。

對本文中使用諸如「第一」、「第二」等名稱的元件的任何引用通常不限制這些元件的數目或順序。相反，這些名稱在本文中用作區分兩個或更多個元件或元件實例的便利方式。因此，應當理解的是，請求項中的名稱「第一」、「第二」等不一定對應於書面描述中的相同名稱。此外，應當理解的是，對第一和第二元件的引用並不表示只能採用兩個元件或者第一元件必須在第二元件之前。關於本文中所使用之『包含』、『包括』、『具有』、『含有』等等，均為開放性的用語，即意指包含但不限於。

術語「耦接」在本文中用於指代兩個結構之間的直接或間接電耦接。例如，在間接電耦接的一個示例中，一個結構可以經由電阻器、電容器或電感器等被動元件被耦接到另一結構。

在本發明中，詞語「示例性」、「例如」用於表示「用作示例、實例或說明」。本文中描述為「示例性」、「例如」的任何實現或方面不一定被解釋為比本發明的其他方面優選或有利。如本文中關於規定值或特性而使用的術語「大約」、「大致」旨在表示在規定值或特性的一定數值（例如，10%）以內。

渦電流感應量測。

請參照圖1及圖2，圖1為說明本發明中渦電流感應量測的示意圖。如圖1所示。透過輻射發射構件11、12（例如，線圈）分別對目標血管TV的第一量測位置DL1發射第一發射電磁訊號TS1，並且對目標血管TV的第二量測位置DL2發射第二發射電磁訊號TS2。輻射發射構件11、12可以耦接例如訊號產生器、諧振電路或者高頻電路，使輻射發射構件11、12可以接收高頻的電訊號，並根據電磁效應轉換為第一發射電磁訊號TS1及第二發射電磁訊號TS2。須說明的是，本發明中並未限定第一發射電磁訊號TS1及第二發射電磁訊號TS2的頻率，於較佳的實施例中，第一發射電磁訊號TS1及第二發射電磁訊號TS2的頻率為1 MHz至10 MHz。如此可以對於偵測表層血管有較佳的穿透深度與解析度。然而，第一發射電磁訊號TS1及第二發射電磁訊號TS2的頻率可以依據所需量測的深度及解析度而有所調整。

第一發射電磁訊號TS1及第二發射電磁訊號TS2發射至目標血管TV的第一量測位置DL1及第二量測位置DL2後，可以將目標血管TV的第一量測位置DL1及第二量測位置DL2的血液視為平面導體。因此，第一發射電磁訊號TS1及第二發射電磁訊號TS2分別使目標血管TV的第一量測位置DL1及第二量測位置DL2的血液產生對應的渦電流I1、I2。須說明的是，渦電流I1、I2的大小、頻率及/或時間差會依照第一量測位置DL1及第二量測位置DL2的血管狀態而有所不同。舉例來說，當第一量測位置DL1及第二量測位置DL2之間有脂肪或異物M導致栓塞時，第一量測位置DL1及第二量測位置DL2的血流壓力會有所不同，導致目標血管TV在第一量測位置DL1與第二量測位置DL2的收縮/舒張程度有所不同，進而影響渦電流I1、I2的產生程度。須說明的是，雖然圖1所示的例子是第一量測位置DL1的收縮/舒張程度大於第二量測位置DL2，但圖1僅是為了說明第一量測位置DL1與第二量測位置DL2的收縮/舒張程度會因為脂肪或異物M導致差異。於另一種例子中，目標血管TV內的脈搏傳播速率（Pulse wave velocity, PWV）也會影響渦電流I1、I2產生的時間差。具體來說，目標血管TV在第一量測位置DL1與第二量測位置DL2因脈搏傳播導致的收縮/舒張時間差，會使渦電流I1、I2的產生之間具有時間差。並且目標血管TV的硬化程度亦會影響目標血管TV內的脈搏傳播速率PWV。目標血管TV在第一量測位置DL1與第二量測位置DL2感應所生成的渦電流I1、I2會產生對應的第一回饋電磁訊號FS1與第二回饋電磁訊號FS2。其中第一回饋電磁訊號FS1與第二回饋電磁訊號FS2的訊號特性差異（例如，頻率、峰值時間差）都將會因為渦電流I1、I2的差異而有所不同。

第一回饋電磁訊號FS1與第二回饋電磁訊號FS2可以透過輻射發射構件11、12接收，並透過輻射發射構件11、12將第一回饋電磁訊號FS1與第二回饋電磁訊號FS2透過磁電效應以類比轉換或數位轉換等方式轉換為電訊號，以利後續訊號處理及分析訊號特性差異。須說明的是，本發明中，接收第一回饋電磁訊號FS1與第二回饋電磁訊號FS2，並不限於透過發射第一發射電磁訊號TS1及第二發射電磁訊號TS2的輻射發射構件11、12來接收。換句話說，亦可以設置專門接收第一回饋電磁訊號FS1與第二回饋電磁訊號FS2的輻射接收構件進行接收。

經轉換/未經轉換的第一回饋電磁訊號FS1與第二回饋電磁訊號FS2可以透過耦接輻射發射構件11、12（或者，其他輻射接收構件）的具運算能力的運算元件進行訊號分析。訊號分析例如為頻譜分析、主頻率分析、振幅分析、峰值時間分析等針對訊號的時間、頻率及/或振幅的分析手段。須說明的是，本發明的渦電流感應量測，並不限於將第一回饋電磁訊號FS1與第二回饋電磁訊號FS2轉換為電訊號。舉例來說，可以根據運算元件的對應訊號類型進行轉換或是直接選用可以對電磁訊號進行分析的運算元件進行訊號分析。如圖2所示，圖2中X為時間或是與時間相依的資料成分（例如，第N筆數據），Y軸為響應R即為第一回饋電磁訊號FS1與第二回饋電磁訊號FS2所導致的可被量測數值結果，此量測數值結果的可以是振幅、頻率、頻率變化量、電感值、電感變化量或者是其他訊號參數。訊號特性差異例如第一回饋電磁訊號FS1與第二回饋電磁訊號FS2之間因為渦電流I1、I2不同而導致的頻率差異Δf、第一回饋電磁訊號FS1與第二回饋電磁訊號FS2之間的峰值時間差Δt等參數。

血管狀態量測方法10。

請參照圖3，圖3為說明本發明種血管狀態量測方法10的流程圖。血管狀態量測方法10包含：步驟S101：以第一量測範圍對目標血管進行第一渦電流感應量測以獲得第一訊號特性差異；步驟S102：至少調整第一量測範圍的起點位置及終點位置其中之一者以獲得第二量測範圍，並以第二量測範圍對目標血管進行第二渦電流感應量測以獲得第二訊號特性差異；以及步驟S103：至少透過第一訊號特性差異以及第二訊號特性差異來選擇一較佳量測範圍或者估算目標血管的狹窄或硬化位置。

血管狀態量測方法10具體來說請參照圖4A至圖4C，圖4A至圖4C說明可以透過調整第一量測範圍MR1及第二量測範圍MR2以尋找目標血管TV中較佳的量測位置或者目標血管TV中可能的血管狹窄或硬化位置。在步驟S101中，如圖4A所示，於第一次量測時，以第一量測範圍MR1（即，第一量測位置DL1至第二量測位置DL2）針對目標血管TV進行渦電流感應量測。在取得第一量測範圍MR1的訊號特性差異後，進行第二次量測。在步驟S102中，第二次量測如圖4B所示，第二量測範圍MR2為例如但不限於將第一量測範圍MR1的第一量測位置DL1調整至第三量測位置DL3，其中第三量測位置DL3為從第一量測位置DL1朝向第二量測位置DL2靠攏後的位置，因此第二量測範圍MR2將小於第一量測範圍MR1。透過比較第一次量測與第二次量測時所分別獲得的訊號特性差異（例如頻率差異Δf），來分析目標血管TV狹窄或硬化位置M。舉例來說，當目標血管TV的狹窄或硬化位置M位於第二量測位置DL2與第三量測位置DL3之間且相較於第一量測位置DL1更接近第三量測位置DL3時，第二次量測所獲得的第二訊號特性差異的數值將會大於第一次量測所獲得的第一訊號特性差異。反之，如圖4C所示，當目標血管TV的狹窄或硬化位置M位於第一量測位置DL1與第三量測位置DL3之間，換句話說，目標血管TV的狹窄或硬化位置M位於第一量測範圍MR1內但不位於第二量測範圍MR2內。則第二次量測所獲得的訊號特性差異將會因為第二量測位置DL2與第三量測位置DL3之間並沒有狹窄或硬化位置M而不會有血流上太多差異，而使第二次量測所獲得的訊號特性差異的數值小於第一次量測所獲得的訊號特性差異。藉由如上所述的血管狀態量測方法10對目標血管TV進行掃描以找到較為準確的狹窄或硬化位置。須說明的是，本發明的血管狀態量測方法10並不限制量測次數，可以透過至少兩次以上對目標血管TV不同的量測範圍進行渦電流感應量測，以尋找較佳的量測位置或者獲得更準確的狹窄或硬化位置。

另一方面，雖然圖4A至圖4C的示例中，是以第二量測位置DL2固定，僅改變第一量測位置DL1的方式進行掃描，然而本發明並不受限於量測位置的調整方式，舉例來說，請參照圖5A至圖5G。可以於每一次量測中，皆可以調整量測起點位置及量測終點位置其中之一者來進行量測，並且第一量測範圍MR1可以大於、小於或等於第二量測範圍MR2。舉例來說，可以是第一量測位置DL1固定，第二量測位置DL2接近（如圖5A）或遠離（如圖5B）。第二量測位置DL2固定，第一量測位置DL1接近（如圖5C）或遠離（如圖5D）、第一量測位置DL1與第二量測位置DL2相互接近（如圖5E）或遠離（如圖5F）、或第一量測位置DL1與第二量測位置DL2距離不變但平移（如圖5G）。

透過血管狀態量測方法10對目標血管TV進行掃描以找到較佳的量測位置，可以在選定較佳的量測位置後進行長期的監控。舉例來說，在選定的量測位置範圍上進行至少一次的渦電流感應量測來或的目標血管TV的血管狀態資訊。血管狀態例如為選定的量測位置範圍內的血管栓塞、血管硬化情形、脈搏傳遞速度、評估血流流速等。亦可以透過受測者長期且多次量測，以比較過往與當下的目標血管TV的各項參數以進行目標血管TV的血管狀態評估。透過血管狀態量測方法10來尋找訊號特性差異最大的量測位置起點及終點後，結合後續的渦電流感應量測持續監控目標血管TV的血管狀態。如此不僅可以獲得較佳的訊雜比也可以確保量測/監控過程中不會因為量測位置選擇不當而導致失效等問題。

另一方面，本發明的血管狀態量測方法10較佳地實施於頸部血管。具體來說，頸動脈主要分為總頸動脈（common carotid artery, CCA）以及位於頸動脈分叉區域（carotid bifurcation）的外頸動脈（external carotid artery, ECA）及內頸動脈（internal carotid artery, ICA）。雖然依照統計大多數的頸動脈狹窄病變的所在區域位於頸動脈分叉區域，但頸動脈狹窄病變也有可能在總頸動脈、內頸動脈或外頸動脈上產生。因此，在還不清楚受測者的最佳量測位置的情況下進行量測會導致量測效果不佳等問題，因此透過血管狀態量測方法10可以有效且快速地達到選定最佳量測位置的目的。

血管狀態量測裝置100。

請參照圖6，圖6說明一種示例裝置100以實施血管狀態量測方法10。須說明的是，本發明的血管狀態量測方法10的實施並不限於此實施例中的裝置。血管狀態量測裝置100包含線圈組110以及耦接線圈組110的控制模組120。線圈組110具有依序排列的複數線圈111-11N。控制模組120用以執行以下操作：選擇複數線圈111-11N中的其中二者為第一量測範圍MR1的起點位置及終點位置，以第一量測範圍MR1對目標血管TV進行第一渦電流感應量測以獲得第一訊號特性差異；至少選擇複數線圈111-11N中未被選擇之一者來調整第一量測範圍MR1的起點位置及終點位置其中之一者以獲得第二量測範圍MR2，並以第二量測範圍MR2對目標血管TV進行第二渦電流感應量測以獲得第二訊號特性差異；以及至少透過第一訊號特性差異以及第二訊號特性差異來選擇較佳線圈組合或者估算目標血管TV的狹窄或硬化位置M。

具體來說，線圈組110具有沿例如目標血管TV的延伸方向而排列的複數線圈111-11N，複數線圈111-11N亦可以依其他方式排列。複數線圈111-11N可以個別地設置在目標血管TV所在位置的皮膚表面。舉例來說，目標血管TV的延伸方向可以透過解剖知識、脈搏位置或儀器等方式確認。確認目標血管TV的延伸方向後，可以將複數線圈111-11N貼附於目標血管TV所在位置的皮膚表面。當目標血管TV的延伸方向並非完全直線時，個別貼附的複數線圈111-11N可以有較多設置彈性。然而，於一實施例中，線圈組110可以整合在基板上（且較佳為軟性基板），沿目標血管TV貼附於皮膚表面。如此可以使複數線圈111-11N更具整體性，使設置或移除時間縮短，並且設置在同一基板上更有利於線圈製程的一致性。

控制模組120耦接至線圈組，舉例來說，控制模組120可以是獨立的控制模組120，例如可以是電腦、平板電腦、工業電腦、儀器、FPGA、微處理器等具可程式或儀器控制的模組或裝置。獨立的控制模組120可以依照需求選用不同運算能力的控制模組120，如此當需要高度運算力或者要滿足法規/安規等需求時可以選用具有較高階的控制模組120。另一方面，控制模組120亦可以與線圈組110整合於基板上的微型電路模組。舉例來說，控制模組120可以選用集成式的積體電路，例如單晶片系統（SOC）、專用積體電路（ASIC）等元件整合在基板110上，透過在基板110上形成的導體線耦接至線圈組110的複數線圈。將控制模組120、及線圈組110整合在基板上，可以減少通訊連接或者訊號連接的實體線路，使配戴者的行動較不受限，易於長期配戴。

控制模組120包含用以生成交流訊號AS的訊號產生單元121、選擇單元123以及量測單元122。訊號產生單元121可以是透過主動元件（例如，震盪器、計時器）及/或被動元件（例如，電阻、電容、電感）所構成的交流/直流訊號產生單元121，舉例來說，訊號產生單元121可以直接透過主動/被動元件產生交流訊號AS。另一方面，訊號產生單元121可以透過主動/被動元件的電路將直流訊號轉變成交流訊號AS。舉例來說，訊號產生單元121可以透過諧振電路將直流訊號進行振盪後輸出交流訊號AS。藉由諧振電路來產生交流訊號AS，因為可以達到例如簡化電路、節省耗能等功效。於此實施例中，訊號產生單元121的交流訊號AS的頻率較佳為1-10 MHz，因此，諧振電路的諧振頻率範圍較佳為1-10 MHz或是可以輸出1-10 MHz的交流訊號AS為主。

選擇單元123例如為多工器、選擇器等具切換選擇功能的電路或元件。選擇單元123用以耦接至線圈組110並選擇複數線圈111-11N中的其中二者為第一被選線圈及第二被選線圈（例如線圈111與線圈11N）接收來自訊號產生單元121的交流訊號AS以確定第一量測範圍MR1。被選擇的線圈111與線圈11N對目標血管TV上對應線圈111與線圈11N的量測位置發射電磁訊號TS1及電磁訊號TSN，並分別接收回饋電磁訊號FS1與回饋電磁訊號FSN，以轉換為感應訊號SS1及感應訊號SSN，量測單元122接收感應訊號SS1及感應訊號SSN並計算第一訊號特性差異。之後，控制模組120控制選擇單元123至少改變第一被選線圈及第二被選線圈其中之一者，以確定第二量測範圍MR2。舉例來說，可以僅改變第二被選線圈，例如選擇線圈11N-1作為第二被選線圈，如此第二量測範圍MR2為線圈111至線圈11N-1之間。須說明的是，本發明並不受限於上述之選擇單元123切換線圈組110中複數線圈111-11N的選擇方式。於舉例來說，可以透過掃描的方式進行選擇。如圖7A所示，可以藉由多次量測，每次量測僅改變第二被選線圈，藉此逐步地使量測範圍縮小並接近第一被選線圈（線圈111）。另一方面，也可以如圖7B所示，可以藉由多次量測，每次量測每次量測僅改變第一被選線圈，藉此逐步地使量測範圍縮小並接近第二被選線圈（線圈11N）。然而，上述僅是舉例，亦可以透過如圖5所示的配置方式來選擇線圈。因此，第一量測範圍MR1與第二量測範圍MR2並不一定要如此實施例中由範圍大掃描至範圍小，亦可以是範圍小掃描至範圍大或相同掃描大小而平移掃描區域等手段。透過掃描的方式，可以循序漸進地找到最佳的量測距離以及量測位置。另一方面，亦可以透過多次量測間的訊號差異幅度，來尋找目標血管TV中疑似有狹窄或者硬化的區域。

於一實施例中，線圈組110與受測者皮膚之間可以具有阻隔層，阻隔層具有對應線圈組中每一個線圈111-11N的缺口。阻隔層的缺口至少可以使被選擇線圈所發射的發射電磁訊號更具指向性且較不易相互影響。阻隔層的材料例如為鐵氧體片（Ferrtie sheet）做為磁屏蔽層以降低量測時的干擾，藉此達到提高訊號品質，也能提高血管狀態量測裝置100的訊號解析度。

對目標血管TV進行掃描以找到較佳的量測位置後，血管狀態量測裝置100可以在選定較佳的量測位置後進行長期的監控。舉例來說，在選定的量測位置範圍上進行至少一次的渦電流感應量測來或的目標血管TV的血管狀態資訊。血管狀態例如為選定的量測位置範圍內的血管栓塞、血管硬化情形、脈搏傳遞速度、評估血流流速等。亦可以透過受測者長期且多次量測，以比較過往與當下的目標血管TV的各項參數以進行目標血管TV的血管狀態評估。於此實施例中，血管狀態量測裝置100的控制模組120還可以具有通訊單元，藉此將血管狀態資訊透過通訊單元傳輸到電子裝置上。具體來說，電子裝置例如為智慧型手機、桌上型電腦、筆記型電腦等後端裝置。通訊單元透過無線（例如，藍芽、無線網路、紅外線等）或者有線（例如，有線網路或纜線等）與電子裝置通訊並提供至血管狀態資訊輸出至電子裝置。電子裝置內可以安裝應用程式來記錄或分析血管狀態資訊。藉此可以達到長期追蹤受測者的血管狀態，並根據長期累積的血管狀態變化資訊來評估受測者罹患心血管疾病或者中風的風險。

提供對本發明的先前描述以使得本領域具通常知識者能夠製作或實施本發明。對於本領域具通常知識者來說，對本發明的各種修改將是很清楚的，並且在不脫離本發明的精神或範圍的情況下，本文中定義的一般原理可以應用於其他變化。因此，本發明不旨在限於本文中描述的示例，而是符合與本文中發明的原理和新穎特徵一致的最寬範圍。

10:血管狀態量測方法

11,12:輻射發射構件

100:血管狀態量測裝置

110:線圈組

111-111N:線圈

120:控制模組

121:訊號產生單元

122:量測單元

123:選擇單元

AS:交流訊號

DL1,DL2,DL3:量測位置

FS1,FS2,FSN:第一回饋電磁訊號

I1,I2:渦電流

TS1,TS2,TSN:發射電磁訊號

SS1,SSN:感應訊號

TV:目標血管

M:脂肪或異物

MR1:第一量測範圍

MR2:第二量測範圍

S101,S102,S103:步驟

本發明中所呈現的附圖係為了幫助描述本發明的各個實施例。然而，為了簡化附圖及/或突顯附圖所要呈現之內容，附圖中習知的結構及/或元件將可能以簡單示意的方式繪出或是以省略的方式呈現。另一方面，附圖中元件的數量可以為單數亦可為複數。本發明中所呈現的附圖僅是為了解說這些實施例而非對其進行限制。

圖1為本發明一實施例中，渦電流感應量測的示意圖。

圖2為本發明一實施例中，渦電流感應量測的量測結果的示意圖。

圖3為本發明一實施例中，血管狀態量測方法的流程圖。

圖4A至圖4C為本發明一實施例中，血管狀態量測方法的示意圖。

圖5A至圖5G為本發明一實施例中，血管狀態量測方法的量測範圍調整的示意圖。

圖6為本發明一實施例中，血管狀態量測裝置的方塊圖。

圖7A及圖7B為為本發明一實施例中，血管狀態量測裝置切換線圈的示意圖。

10:血管狀態量測方法

S101,S102,S103:步驟

Claims

一種血管狀態量測方法，包含：以一第一量測範圍對一目標血管進行一第一渦電流感應量測以獲得一第一訊號特性差異；至少調整該第一量測範圍的起點位置及終點位置其中之一者以獲得一第二量測範圍，並以該第二量測範圍對該目標血管進行一第二渦電流感應量測以獲得一第二訊號特性差異；以及至少透過該第一訊號特性差異以及該第二訊號特性差異來選擇一較佳量測範圍或者估算該目標血管的一狹窄或硬化位置。
如請求項1所述之血管狀態量測方法，其中該第一渦電流感應量測包括：對該目標血管的一第一量測位置發射一第一發射電磁訊號，並且對該目標血管的一第二量測位置發射一第二發射電磁訊號，其中該第一量測位置對應該第一量測範圍的起點位置及終點位置其中之一者，該第二量測位置對應另一者；以及藉由來自該第一量測位置的一第一回饋電磁訊號與該第二量測位置的一第二回饋電磁訊號計算該第一訊號特性差異。
如請求項2所述之血管狀態量測方法，其中該第一訊號特性差異至少包括該第一回饋電磁訊號與該第二回饋電磁訊號的頻率差異。
如請求項2所述之血管狀態量測方法，其中該第一訊號特性差異至少包括該第一回饋電磁訊號與該第二回饋電磁訊號的一峰值延遲時間。
如請求項1所述之血管狀態量測方法，其中該較佳量測範圍對應該第一訊號特性差異及該第二訊號特性差異中數值較大者。
如請求項5所述之血管狀態量測方法，在選定該較佳量測範圍後，以該較佳量測範圍對該目標血管至少進行一次渦電流感應量測以計算該目標血管的至少一血管狀態。
如請求項1所述之血管狀態量測方法，其中該第二量測範圍小於該第一量測範圍。
如請求項1所述之血管狀態量測方法，其中該第二量測範圍係透過僅調整該第一量測範圍的起點位置及終點位置其中之一者而獲得。
如請求項2所述之血管狀態量測方法，其中當該第二回饋電磁訊號大於該第一回饋電磁訊號時，相較於該第一量測範圍，該狹窄或硬化位置至少較接近該第二量測範圍的起點位置或終點位置且位於該第二量測範圍內。
一種血管狀態量測裝置，包含：具有沿依序排列的複數線圈的一線圈組；以及耦接該線圈組的一控制模組，該控制模組用以：選擇該複數線圈中的其中二者為一第一量測範圍的起點位置及終點位置，以該第一量測範圍對一目標血管進行一第一渦電流感應量測以獲得一第一訊號特性差異；至少選擇該複數線圈中未被選擇之一者來調整該第一量測範圍的起點位置及終點位置其中之一者以獲得一第二量測範圍，並以該第二量測範圍對該目標血管進行一第二渦電流感應量測以獲得一第二訊號特性差異；以及至少透過該第一訊號特性差異以及該第二訊號特性差異來選擇一較佳線圈組合或者估算該目標血管的一狹窄或硬化位置。
如請求項10所述之血管狀態量測裝置，其中該控制模組包括：用以生成一交流訊號的一訊號產生單元；耦接至線圈組的一選擇單元，該選擇單元用以選擇該複數線圈中的其中二者為一第一被選線圈及一第二被選線圈以接收該交流訊號；其中該第一被選線圈朝向該目標血管的一第一量測位置發射一第一發射電磁訊號，並且至少接收來自該第一量測位置因感應該第一發射電磁訊號而生成的一第一回饋電磁訊號，該第一被選線圈因接收該第一回饋電磁訊號而生成一第一感應訊號；並且該第二被選線圈朝向該目標血管的一第二量測位置發射一第二發射電磁訊號，並且至少接收來自該第二量測位置因感應該第二發射電磁訊號而生成的一第二回饋電磁訊號，該第二被選線圈因接收該第二回饋電磁訊號而生成一第二感應訊號；以及一量測單元，該量測單元用以計算該第一感應訊號及該第二感應訊號之間的該第一訊號特性差異。
如請求項11所述之血管狀態量測裝置，其中該第一訊號特性差異至少包括該第一感應訊號與該第二感應訊號的頻率差異。
如請求項11所述之血管狀態量測裝置，其中該第一訊號特性差異至少包括該第一感應訊號與該第二感應訊號的一峰值延遲時間。
如請求項10所述之血管狀態量測裝置，其中該較佳線圈組合為該第一訊號特性差異及該第二訊號特性差異中數值較大者。
如請求項14所述之血管狀態量測裝置，在選定該較佳線圈組合後，以該較佳線圈組合對該目標血管至少進行一次渦電流感應量測以計算該目標血管的至少一血管狀態。
如請求項10所述之血管狀態量測裝置，其中該第二量測範圍小於該第一量測範圍。
如請求項11所述之血管狀態量測裝置，其中當該第二回饋電磁訊號大於該第一回饋電磁訊號時，相較於該第一量測範圍，該狹窄或硬化位置至少較接近該第二量測範圍的起點位置或終點位置且位於該第二量測範圍內。
如請求項10所述之血管狀態量測裝置，其中該線圈組設置於一軟性基板上。