TWI667013B - 具有確定血壓功能的動態量測裝置 - Google Patents
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Abstract
本發明提供一種具有確定血壓功能的動態量測裝置，其包括：一心搏感測模組，設於胸口部位，利用一心音感測器獲取心搏訊號；一脈搏感測模組，設於肢體部位，利用一脈波感測器獲取脈搏訊號；及一數據計算模組，利用該心搏訊號及該脈搏訊號，計算出平均動脈壓(mean arterial pressure,MAP)、收縮壓及舒張壓。本發明不僅可24小時動態監測使用者的血壓，亦可獨立使用於24小時動態監測使用者的心音，以瞭解如瓣膜閉鎖不全等心音異常情形，或是控制如高血壓患者的身體狀況，具有預防醫學上相當重要的意義。
Description
本發明涉及一種動態量測裝置，特別係關於一種可用於確定使用者血壓的動態量測裝置。
於醫學領域方面，血壓值對於許多心血管疾病是一重要參考指標，尤其對於高血壓患者而言，良好的掌握自身血壓狀況可以有效的預防致命性併發症或者長期慢性影響其他器官異常的併發症，例如：腦溢血或其他腦血管病變、心肌梗塞、心臟衰竭、冠狀動脈疾病或其他心臟方面的疾病等，甚至是腎臟病或視網膜病變等。對於健康者而言，掌握自身血壓狀況可更進一步了解某些偶發情況所造成的血壓的影響，例如：情緒、飲食或抽菸等等，良好控制生活中影響健康的危險因子，甚至有家族病史者可早期發現是否有罹患高血壓或是邊界高血壓的可能性。一般常見的血壓計大多是以測量肱動脈壓力為主，利用充氣式壓脈帶壓迫與放鬆時的壓力變化過程中，將心臟跳動時血管壁的震動反映至壓脈帶壓力的變動(壓脈波)，從而測定壓脈帶中壓力振幅，來確定血壓值。
除高血壓之併發症外，瓣膜性心臟病亦是一種常見且致命的心血管疾病，諸如二尖瓣狹窄及閉鎖不全、三尖瓣狹窄及閉鎖不全、主動脈狹窄及閉鎖不全、肺動脈瓣疾病等。人體血液主要依靠心肌收縮、舒張及心 臟瓣膜的開啟與關閉將其導向適當流向，所謂瓣膜是用以控制心臟血流方向的重要關鍵，瓣膜狹窄或是瓣膜閉鎖不全可能導致心臟血液流動異常，例如：心臟瓣膜開啟空間若較正常為狹窄，便會使血液流動阻滯；相對的，心臟瓣膜若閉鎖時無法將空間完全閉鎖，便會使血液從空隙流通，如此將造成心臟額外負擔。長期而言，前述心臟瓣膜異常現象可能產生心肌擴大、心肌肥厚，甚至是心臟衰竭。在臨床上，可藉由聽診獲取脈瓣區雜音進行診斷。
然而，習知血壓計必須仰賴壓脈帶纏繞上臂，配合壓迫與放鬆來獲得脈波訊號，並以線路將脈波訊號傳輸至處理器來換算相對的血壓值，使血壓量測深受場地及時間限制，無法實現實時量測。再者，習知藉由壓迫血管阻斷血流之血壓量測方法，常造成心悸患者於測量時感到不適，且亦可能導致心悸患者的健康風險。再者，目前未見同時量測血壓與心音的隨測裝置。故為提升個人健康、病患生活品質及降低個人和社會整體的醫療負擔，亟需一種動態量測血壓的裝置以即時追蹤使用者的血壓值、心音、瓣膜異音及其他生理訊號。
有鑑於此，為改善習知器材或裝置的侷限性，本發明之主要目的在於提供一種具有確定血壓功能的動態量測裝置，其包括：一心搏感測模組，設於胸口部位，利用一心音感測器獲取心搏訊號；一脈搏感測模組，設於肢體部位，利用一脈波感測器獲取脈搏訊號；及一數據計算模組，利用該心搏訊號及該脈搏訊號，計算出平均動脈壓(mean arterial pressure,MAP)、收縮壓及舒張壓。
於一較佳實施例中，該平均動脈壓是利用如下公式(I)獲得：
其中LP為脈波經過動脈的路徑長度，TPA為脈波抵達時間(pulse arrival time)，a、b及c為校正參數。
於一較佳實施例中，該校正參數a範圍為0.01-0.15；該校正參數b範圍為0.01-0.15；該校正參數c範圍為1-1000。
於一較佳實施例中，該平均動脈壓是利用如下公式(II)獲得：
其中LP為脈波經過動脈的路徑長度，TPA為脈波抵達時間(pulse arrival time)，A、B及C為校正參數。
於一較佳實施例中，該校正參數A範圍為0.01-0.15；該校正參數B範圍為0.1-1.0；該校正參數C範圍為1-1000。
於一較佳實施例中，該心音感測器是設置於胸口部位，該胸口部位是相對於主動脈出口、肺動脈出口、三尖瓣或二尖瓣位置。
於一較佳實施例中，該心音感測器是一種聲波感測器。
於一較佳實施例中，該脈波感測器是一都卜勒雷達(Doppler radar)、壓電壓力感測器(Piezoelectric sensor)、阻抗壓力感測器、電容壓力感測器、聲波感測器、超音波或光體積描述信號儀(Photoplethysmography,PPG)。
於一較佳實施例中，該脈波感測器是設置於手腕部位，該手腕部位是相對於橈動脈位置；該脈波經過動脈的路徑長度為該胸口部位到該手腕部位之路徑長度。
於一較佳實施例中，該心搏感測模組、該脈搏感測模組及該 數據計算模組之間是利用無線或有線方式進行通訊。
本發明之具有確定血壓功能的動態量測裝置利用兩組獨立的感測模組，可同時監測使用者心搏及脈搏，並透過數據計算模組進而確定使用者的血壓，其中感測模組與數據計算模組之間可利用無線方式通訊，改善習知血壓計必須仰賴壓脈帶壓迫上臂動脈血管以阻止血流，並以線路傳輸脈波訊號來量測血壓的方式，以及改善傳統診斷儀器較大且操作技術要求較高的侷限性，更適於隨身監測而不受場地及時間限制。另外，本發明不僅可24小時動態監測使用者的血壓，亦可獨立使用於24小時動態監測使用者的心音，以瞭解如房室瓣或主動脈出口之瓣膜閉鎖不全等心音異常情形，便於掌握日常生活中的危險因子或偶發情況對用戶身體所造成的影響。
1‧‧‧具有確定血壓功能的動態量測裝置
10‧‧‧心搏感測模組
11‧‧‧心音感測器
20‧‧‧脈搏感測模組
21‧‧‧脈波感測器
30‧‧‧數據計算模組
40‧‧‧顯示單元
圖1係本發明較佳實施態樣之方塊示意圖。
圖2係本發明實施態樣1之(a)量測狀態示意圖；(b)波型影像圖。
圖3係本發明實施態樣2之(a)量測狀態示意圖；(b)波型影像圖。
圖4(a)及(b)係本發明實施例1之相關性測試結果。
圖5係本發明實施例2之相關性測試結果。
圖6(a)至(d)係本發明實施例3之相關性測試結果。
圖7係本發明公式(I)之相關性測試結果。
圖8係本發明公式(II)之相關性測試結果。
有關本發明之詳細說明及技術內容，現就配合圖式說明如下。再者，本發明中之圖式，為說明方便，其比例未必照實際比例繪製，該等圖式及其比例並非用以限制本發明之範圍，在此先行敘明。
本文中所稱之「包含或包括」意指不排除一或多個其他組件、步驟、操作和/或元素的存在或添加至所述之組件、步驟、操作和/或元素。「約或接近」或「基本上」意指具有接近於允許指定誤差的數值或範圍，以避免被任何不合理之第三方，違法或不公平的使用為理解本發明揭示之精確或絕對數值。「一」意指該物的語法對象為一或一個以上(即，至少為一)。
參照圖1，本發明之主要目的在於提供一種具有確定血壓功能的動態量測裝置1，其包括：一心搏感測模組10，設於胸口部位，利用一心音感測器11獲取心搏訊號；一脈搏感測模組20，設於肢體部位，利用一脈波感測器21獲取脈搏訊號；及一數據計算模組30，利用該心搏訊號及該脈搏訊號，計算出平均動脈壓(mean arterial pressure,MAP)、收縮壓及舒張壓。
本文所述之「心搏感測模組10」係指具有長時間實時獲取心搏訊號功能之元件組合，其中可包含硬體或軟體，或是進一步結合輔助件，例如可包含量測心搏的感測器、接收並記錄數據的儲存器、用於數據處理的處理器及其他相關元件，本發明不予限定。前述相關元件例如但不限於：訊號增幅器、供電裝置、微控制單元、通訊單元、功率單元、顯示單元40等。前述軟體例如但不限於：數據採集或特徵提取軟體、訊號增幅擴增軟體、數據演算分析軟體等。前述輔助件例如但不限於：貼片、電子貼片、手持式輔助件等。於一較佳實施態樣中，該心搏感測器是一心音感測器11。於另一較佳實施態樣中，該心音感測器11是一種聲波感測器，即利用聲波感測器獲取 心臟搏動的聲音/聲波訊號(或稱心音訊號)，該心音訊號可被轉換為心搏資訊。於一較佳實施態樣中，心搏感測模組10係與脈搏感測模組20及數據計算模組30進行通訊，然而，該心搏感測模組10亦可獨立運作，本發明不予限定。由於心音可反應心臟瓣薄的運作情形，故前述心搏感測模組10可獨立運作用於獲取用戶心音訊號，利用心音的頻率、強度和相互關係可以反應出心臟瓣膜、心肌功能及心臟內血流的狀況，以進一步判定是否出現例如不規則心音或其他心臟異常情形。
本文所述之「心音」係指心臟的聲音，泛指心臟運作時所產生的各種聲音，醫學領域上常利用心動週期中，心臟瓣膜開啟與關閉時所產生的聲音，例如：心縮期起始產生的第一心音(S1)，通常由二尖瓣和三尖瓣處發出；及心舒期起始產生的第二心音(S2)，通常因大動脈的瓣膜關閉所發出。因此，可利用心音訊號來瞭解心動週期而轉換為心搏訊號。於一較佳實施態樣中，該心音感測器11是設置於胸口部位，該胸口部位是相對於主動脈出口、肺動脈出口、三尖瓣或二尖瓣位置。利用該心音感測器附接於脈瓣區位置，可用於獲取脈瓣區雜音/異音，前述資訊可用於協助診斷瓣膜性心臟病，諸如二尖瓣狹窄及閉鎖不全、三尖瓣狹窄及閉鎖不全、主動脈狹窄及閉鎖不全、肺動脈瓣疾病等，本發明不予限定。
本文所述之「脈搏感測模組20」係指具有長時間實時獲取脈搏訊號功能之元件組合，其中可包含硬體或軟體，或是進一步結合輔助件，例如可包含量測脈搏的感測器、接收並記錄數據的儲存器、用於數據處理的處理器及其他相關元件，本發明不予限定。前述相關元件例如但不限於：訊號增幅器、供電裝置、微控制單元、通訊單元、功率單元、顯示單元40等。 前述軟體例如但不限於：數據採集或特徵提取軟體、訊號增幅擴增軟體、數據演算分析軟體等。前述輔助件例如但不限於：貼片、電子貼片、手持式輔助件等。於一較佳實施態樣中，該脈搏感測器是一脈波感測器21。於一較佳實施態樣中，該脈波感測器21是一都卜勒雷達(Doppler radar)、壓電壓力感測器(Piezoelectric sensor)、阻抗壓力感測器、電容壓力感測器、聲波感測器、超音波或光體積描述信號儀(Photoplethysmography,PPG)等，本發明不予限定。前述脈波感測器21係利用所獲得的脈波訊號將其轉換為脈搏資訊。於一較佳實施態樣中，脈搏感測模組20係與心搏感測模組10及數據計算模組30進行通訊，然而，該脈搏感測模組20亦可獨立運作，本發明不予限定。前述脈搏感測模組20獨立運作模式例如可用於獲取用戶脈波訊號，以進一步判定是否出現不規則脈搏/心律的症狀。本發明之脈搏感測模組20除可獲取脈波及脈搏訊號外，依據不同種類的脈波感測器21可具有進一步的功能，例如：若使用聲波感測器，則可獲得血流聲；若使用都卜勒雷達，則可獲得血流/脈波傳導速度，其優勢在於不僅可用於遠程監測，即量測時感測器不需接觸使用者，亦可近距離貼近手腕等肢體來感測脈波變化。
本文所述之「脈波(pulse peak)」係指脈搏的波型，其係指心動週期下，血液通過動脈時，動脈壓力升降情形所記錄下的曲線。用以瞭解脈搏搏動的情況，可藉以判斷病變部位及相對應的病徵。於一較佳實施態樣中，該脈波感測器21是用於感測動脈之搏動，即該脈波感測器21是設置於可偵測到動脈搏動的任意部位。於另一較佳實施態樣中，該脈波感測器21是用於感測橈動脈之搏動，即該脈波感測器21是設置於可偵測到橈動脈搏動的肢體部位。於一更佳實施態樣中，該脈波感測器21是用於感測手腕部位橈動 脈之搏動，即該脈波感測器21是設置於手腕部位，該手腕部位是相對於橈動脈位置。
本文所述之「數據計算模組30」係指具有處理及運算訊號功能之元件組合，其中可包含硬體或軟體，或是進一步結合輔助件，例如可包含接收並記錄數據的儲存器、用於數據處理的處理器及其他相關元件，本發明不予限定。前述相關元件例如但不限於：訊號增幅器、供電裝置、微控制單元、通訊單元、功率單元、顯示單元40等。前述軟體例如但不限於：數據採集或特徵提取軟體、訊號增幅擴增軟體、數據演算分析軟體等。該數據計算模組30可利用前述心搏感測模組10所獲得的心搏訊號、脈搏感測模組20獲得的脈搏訊號以及其他數據參數，進行血壓值的計算。於一較佳實施態樣中，是利用心搏及脈搏的時間差，推算出平均動脈壓(mean arterial pressure,MAP)，再利用平均動脈壓推算出使用者的收縮壓及舒張壓。
本發明是基於壓力與脈波傳導速度兩者的關係，進一步確定血壓值。於每次心動週期，每次左心室的收縮都會形成一個壓力脈波通過動脈到達血管末稍。脈波傳導的速度取決於動脈的彈性(stiffness of artery)。這個關係是由Bramwell和Hill(1922)所敘述，如方程式(a)表示：
在方程式(a)中，ρ是血液的密度。動脈的彈性是基於血管內外壓差(transmural pressure)在動脈壁的作用。這個壓力是根據由於血管幾何和血管壁的黏彈性。典型地，外部壓力在壁上的作用是可忽略，血管壓差等於動脈血壓。因此彈性和脈波傳導速度是動脈血壓的功能。脈波傳導和動脈血壓， 形成的基礎非侵入式血壓量測之相關性。而脈波傳導速度和舒張壓與平均動脈壓相關性最大，如方程式(b)：PWV=fcn(MAP).....方程式(b)。
脈波傳導速度和平均動脈壓之間的關係是可以用線性模型精凖的敘述。脈波傳導速度和平均動脈壓的關係，如方程式(c)：PWV(t)=a．MAP(t)+pwv 0.....方程式(c)。
其中的斜率α和常數pwv 0 是受測者之特定參數。為了追跡病人脈搏壓力速度，本發明利用脈搏感測模組監測一個已知的參數，即脈波抵達時間(pulse arrival time,TPA)。藉由測量，每個脈波抵達時間的數值量測是由兩個不同的時間間隔總和，速度決定於血管運輸時間(vascular transit time,VTT)和射血前期(pre-ejection period,PEP)。血管運輸時間是壓力脈搏在經歷動脈路徑的時間。射血前期是複合波波峰之間的間隔和主動脈瓣的開啟的時間間隔。射血前期包含電機延遲期和左心室等容收縮期(isovolumic contraction)，如方程式(d)針對脈波抵達時間，參數L敘述壓力脈波經過動脈的路徑：
假定射血前期於被監控期間不變，脈波抵達時間的改變將直接地導致血管運輸時間改變，這兩個參數和平均動脈壓的改變將會有關聯。為了得到脈波抵達時間和平均動脈壓之間的關係，和平均動脈壓與脈波傳導速度之間的線性關係，其表現就像是方程式(b)必須被抽象和限定在量測脈波延遲時間在單獨量測脈波抵達時間，如方程式(e)：
然而，任何錯誤在脈波抵達時間估計平均動脈壓，將導致未知的常數(pwv 0 )的不準確，這可以藉由追跡脈波抵達時間和平均動脈壓的改變從時間上校正。此外，這個途徑可以用於與標識未知斜率α的相關聯平均動脈壓使估計誤差趨小。而本發明利用前述該等方程式藉由參數的校正，進一步推導出較佳的平均動脈壓演算法，降低可能的偏差幅度。
於一較佳實施態樣中，前述平均動脈壓是經由如下公式(I)獲得：
其中LP為脈波經過動脈的路徑長度，TPA為脈波抵達時間(pulse arrival time)，a、b及c為校正參數。前述校正參數是以目標受測族群所建置之資料庫進行演算法的較佳調整。於一較佳實施態樣中，該校正參數a範圍為0.01-0.15，例如但不限於：0.01、0.02、0.03、0.04、0.05、0.06、0.07、0.08、0.09、0.10、0.11、0.12、0.13、0.14、0.15；該校正參數b範圍為0.01-0.15，例如但不限於：0.01、0.03、0.05、0.07、0.09、0.11、0.13、0.15；該校正參數c範圍為1-1000，例如但不限於：1、10、100、1000。於一更佳實施態樣中，該校正參數a為0.02-0.04；該校正參數b為0.02-0.04；該校正參數c為1。於一較佳實施態樣中，該脈波感測器21是用於感測手腕部位橈動脈之搏動，則該脈波經過動脈的路徑長度為該胸口部位到該手腕部位之路徑長度。關於該脈波抵達時間，本發明是利用該心搏感測模組10獲得心搏訊號與該脈搏感測模組20獲得脈搏訊號，兩者訊號對應後之時間差，例如：於心搏感測模組10中的心音感測器11獲得之第一心音波峰(表示心縮期起始)，與脈搏感測模組20中的如都卜勒雷達脈波感測器21獲得之波峰，二者將心動週期中相對應之波峰結合之 間的時間差，即為脈波抵達時間；或是於心搏感測模組10中的心音感測器11獲得之波谷，與脈搏感測模組20中的如都卜勒雷達脈波感測器21獲得之波谷，二者將心動週期中相對應之波谷結合之間的時間差，亦為脈波抵達時間；然而，本發明可利用該心搏訊號及該脈搏訊號中任何可互相對應之訊號值，用以獲得脈波抵達時間，故本發明對於該脈波抵達時間之獲得方式不予限定。
於另一較佳實施態樣中，前述平均動脈壓是經由如下公式(II)獲得：
其中LP為脈波經過動脈的路徑長度，TPA為脈波抵達時間(pulse arrival time)，A、B及C為校正參數。前述校正參數是以目標受測族群所建置之資料庫進行演算法的較佳調整。於一較佳實施態樣中，該校正參數A範圍為0.01-0.15，例如但不限於：0.01、0.02、0.03、0.04、0.05、0.06、0.07、0.08、0.09、0.10、0.11、0.12、0.13、0.14、0.15；該校正參數B範圍為0.1-1.0，例如但不限於：0.1、0.2、0.3、0.4、0.5、0.6、0.7、0.8、0.9、1.0；該校正參數C範圍為1-1000，例如但不限於：1、10、100、1000。於一更佳實施態樣中，該校正參數A為0.02-0.10；該校正參數B為0.1-1.0；該校正參數C為100。於一較佳實施態樣中，該脈波感測器21是用於感測手腕部位橈動脈之搏動，則該脈波經過動脈的路徑長度為該胸口部位到該手腕部位之路徑長度。關於該脈波抵達時間，本發明是利用該心搏感測模組10獲得心搏訊號與該脈搏感測模組20獲得脈搏訊號，兩者訊號對應後之時間差，例如：於心搏感測模組10中的心音感測器11獲得之第一心音波峰(表示心縮期起始)，與脈搏感測模組20中的如都卜 勒雷達脈波感測器21獲得之波峰，二者將心動週期中相對應之波峰結合之間的時間差，即為脈波抵達時間；或是於心搏感測模組10中的心音感測器11獲得之波谷，與脈搏感測模組20中的如都卜勒雷達脈波感測器21獲得之波谷，二者將心動週期中相對應之波谷結合之間的時間差，亦為脈波抵達時間；然而，本發明可利用該心搏訊號及該脈搏訊號中任何可互相對應之訊號值，用以獲得脈波抵達時間，故本發明對於該脈波抵達時間之獲得方式不予限定。
本文所述之「通訊」係指模組內各組件的通訊，也可指模組間的通訊，或是模組與外部裝置的通訊。模組間的通訊具體而言，可指本發明該心搏感測模組10、該脈搏感測模組20及該數據計算模組30之間的通訊。於一較佳實施態樣中，該心搏感測模組10、該脈搏感測模組20及該數據計算模組30之間可利用無線或有線方式進行通訊。於一更佳實施態樣中，該心搏感測模組10、該脈搏感測模組20及該數據計算模組30之間是利用無線方式進行通訊，所述無線方式具體例如為藍芽通訊、紅外線通訊(IR)、近場通訊(NFC)、超寬頻(UWB)、無線區域網路(WLAN)、無線千兆聯盟(WiGig)、紫蜂(ZigBee)、無線通用序列匯流排(Wireless USB)或無線保真(Wi-Fi)等其中之一種協定或兩者以上之組合。對於通訊方式、通訊協定、加密方式本發明不予限定。
下文中，將進一步以詳細說明與實施例描述本發明。然而，應理解這些實施例僅用於幫助可更加容易理解本發明，而非用於限制本發明之範圍。
I.實施態樣1-主動脈出口至橈動脈量測裝置
參照圖2，其所示為本發明具有確定血壓功能的動態量測裝置1實施態樣1之(a)量測狀態示意圖；(b)波型影像圖。
於本實施態樣中，使用聲波感測器作為心搏感測模組10中的心音感測器11，其附接於受測者胸口相對於主動脈瓣區域的位置，以獲取心音及心搏訊號。另外，使用都卜勒雷達作為脈搏感測模組20中的脈波感測器21，其附接於受測者手腕相對於橈動脈區域的位置，以獲取脈波及脈搏訊號。所獲得之波型影像如圖2(b)，影像中下方曲線為主動脈出口之心音及心搏訊號，影像上方曲線為橈動脈之脈波及脈搏訊號，影像中虛線部分即為心搏感測模組10中的心音感測器11獲得之第一心音波峰(表示心縮期起始)，與脈搏感測模組20中都卜勒雷達脈波感測器21獲得之波峰，二者將心動週期中相對應之波峰結合之間的時間差，即為脈波抵達時間。
經由如上所述之心搏感測模組10及脈搏感測模組20配置，可以測得從主動脈瓣到橈動脈的動脈波速，並進一步經由數據計算模組30計算出平均動脈壓、收縮壓及舒張壓等動脈血壓值。另一方面，本實施態樣還可單獨利用心搏感測模組10，偵測出受測者是否有不規則心音的症狀，或是同時使用心搏感測模組10及脈搏感測模組20偵測出受測者是否有不規則主動脈波速的情形。
[實施例1]-心音相關性測試：聲波感測器/市售電子聽診器
為驗證本發明心音感測器11的心音偵測功效，本實施例同時使用實施態樣1的心音感測器11和市售電子聽診器，測量25位包括健康或患有主動脈瓣狹窄的受測者的第一心音(S1)和第二心音(S2)，並將實施態樣1與市售產品所獲得的結果進行統計的相關性分析。。
結果如圖4(a)及(b)所示。在同時使用實施態樣1和市售電子聽診器的量測期間，記錄包括25個第一心音區間的平均值，由實施態樣1之心音感測器11獲得的第一心音波峰區間與由市售電子聽診器獲得的第一心音波峰區間呈現顯著相關性(相關係數R=0.936，p<0.001)，由圖4之(a)的散布圖可觀察到明顯的線性趨勢。此外，如圖4之(b)所示，由實施態樣1之心音感測器11獲得的第二心音波峰區間也與由市售電子聽診器獲得的第二心音波峰區間呈現顯著相關性(相關係數R=0.933，p<0.001)。
據此，本發明之心音感測器11可有效量測心音訊號，包括心動週期中的第一心音及第二心音，故可有效從心音訊號獲取心搏資訊，因此，也可更進一步利用本發明量測的心音訊號中，偵測出是否有不規則心音的情形。
[實施例2]-主動脈波速相關性測試：實施態樣1/市售血壓計
為瞭解本發明在量測動脈波速上與市售肱動脈血壓計量測結果是否有差異，對25位包括健康或患有主動脈瓣狹窄的受測者使用實施態樣1及市售臂式血壓計(Omron HBP-9092)量測主動脈波速，並將兩裝置所獲得的結果進行統計的相關性分析。
結果如圖5所示，由實施態樣1與由市售血壓計測得之主動脈波速呈現顯著相關性(相關係數R=0.950，p<0.001)，圖中可看出明顯的線性關係。
本發明可有效量測脈波波速，故可從脈波波速中取得脈搏資訊，也可進一步偵測出是否有不規則脈搏或不規則脈波波速的症狀。
[實施例3]-平均動脈壓相關性測試：實施態樣1/市售血壓計
為瞭解本發明獲得的平均動脈壓與市售裝置是否有所差異，對12位健康受測者及18位患有高血壓的受測者使用實施態樣1及市售臂式血壓計(Omron HBP-9020)量測平均動脈壓，並將兩裝置所獲得的結果進行統計的相關性分析。
結果如圖6(a)至(d)所示，圖6(a)為12位健康受測者先使用市售血壓計後使用實施態樣1，所得的平均動脈壓相關性結果(相關係數R=0.938)；圖6(b)為12位健康受測者先使用實施態樣1後使用市售血壓計，所得的平均動脈壓相關性結果(相關係數R=0.928)；圖6(c)為18位高血壓患者先使用市售血壓計後使用實施態樣1，所得的平均動脈壓相關性結果(相關係數R=0.948)；圖6(d)為18位高血壓患者先使用實施態樣1後使用市售血壓計，所得的平均動脈壓相關性結果(相關係數R=0.942)。其中可以觀察到，無論兩裝置量測的先後次序或是受測者是否罹患高血壓，本發明所得的平均動脈壓皆呈現與市售血壓計量得的平均動脈壓顯著相關性。
因此，本發明可以有效量測出平均動脈壓，若進一步經本發明之數據計算模組30的計算，更可進一步得到受測者的收縮壓及舒張壓，實現不受場地限制的多小時血壓動態量測技術。
[實施例4至14]-校正參數調整
為獲取更佳的血壓值，利用多種市售血壓計(不同品牌或型號)進行實施態樣1中公式(I)及公式(II)之各校正參數調整，藉由所測得之平均動脈壓進行校正參數調整，經過多組實驗測試，所獲得的校正參數值如表1所示。
表1
經由前述實驗測試，公式(I)之較佳校正參數值範圍：a約為0.03-0.04、b為0.03-0.04、c為1；公式(II)之較佳校正參數值範圍：A約為0.02-0.04、B為0.1-1.0、C為1或100。
此外，本發明進一步確認不同演算法與市售血壓計間量測結果的差異，以下進行公式(I)及公式(II)分別與市售血壓計進行統計相關性測試。
[實施例15]-相關性測試
圖7所示為本發明之數據計算模組利用前述公式(I)獲得之平均動脈壓與市售血壓計(Omron HBP-9092)測得的平均動脈壓的相關性分 析。於本實施例中使用公式(I)之校正參數a為0.037683883，校正參數b為0.033357854，校正參數c為1。可觀察到兩者呈現明顯的線性關係，相關係數R值為0.748。
圖8所示為本發明之數據計算模組利用前述公式(II)獲得之平均動脈壓與市售血壓計(Omron HBP-9092)測得的平均動脈壓的相關性分析。於本實施例中使用公式(II)之校正參數A為0.085562426，校正參數B為0.102976872，校正參數C為100。同樣可觀察到本發明與市售血壓計的量測結果呈現明顯的線性關係，相關係數R值為0.750。
II.實施態樣2-肺動脈出口至橈動脈量測裝置
參照圖3，其所示為本發明具有確定血壓功能的動態量測裝置1實施態樣2之(a)量測狀態示意圖；(b)波型影像圖。
實施態樣2與實施態樣1之差異在於實施態樣2的心搏感測模組10是附接於胸口部相對於肺動脈出口的位置(如圖3(a))，其餘配置皆與實施態樣1相同。所獲得之波型影像如圖3(b)，影像中下方曲線為肺動脈出口之心音及心搏訊號，影像上方曲線為橈動脈之脈波及脈搏訊號，影像中虛線部分即為心搏感測模組10中的心音感測器11獲得之第一心音波峰(表示心縮期起始)，與脈搏感測模組20中都卜勒雷達脈波感測器21獲得之波峰，二者將心動週期中相對應之波峰結合之間的時間差，即為脈波抵達時間。
經由如上所述之心搏感測模組10及脈搏感測模組20配置，可以測得從肺動脈出口到橈動脈的動脈波速，並進一步經由數據計算模組30計算出橈動脈的平均動脈壓、收縮壓及舒張壓等血壓值。此外，本實施態樣亦可獨立利用心搏感測模組10，偵測出受測者是否有不規則心音或雜音的 症狀，或是同時使用心搏感測模組10及脈搏感測模組20偵測出受測者是否有不規則主動脈波速的情形。綜上所述，本發明之具有確定血壓功能的動態量測裝置利用兩組獨立的感測模組，可同時監測使用者心搏及脈搏，並透過數據計算模組進而確定使用者的血壓，其中感測模組與數據計算模組之間可利用無線方式通訊，改善習知血壓計必須仰賴壓脈帶壓迫上臂動脈血管以阻止血流，並以線路傳輸脈波訊號來量測血壓的方式，更適於隨身監測而不受場地及時間限制。另外，本發明不僅可24小時動態監測使用者的血壓，亦可獨立使用於24小時動態監測使用者的心音，以瞭解如房室瓣或主動脈出口之瓣膜閉鎖不全等心音異常情形，便於掌握情緒/飲食/抽菸等偶發情況對用戶身體所造成的影響，或是控制如高血壓患者的身體狀況，對於預防醫學上有相當重要的意義，具有極高產業利用價值。
以上已將本發明做一詳細說明，惟以上所述者，僅惟本發明之一較佳實施例而已，當不能以此限定本發明實施之範圍，即凡依本發明申請專利範圍所作之均等變化與修飾，皆應仍屬本發明之專利涵蓋範圍內。
Claims (9)
- 一種具有確定血壓功能的動態量測裝置，其包括：一心搏感測模組，設於胸口部位，利用一心音感測器獲取心搏訊號；一脈搏感測模組，設於肢體部位，利用一脈波感測器獲取脈搏訊號；及一數據計算模組，利用該心搏訊號及該脈搏訊號，計算出平均動脈壓(mean arterial pressure,MAP)、收縮壓及舒張壓；其中，該脈波感測器是設置於手腕部位，該手腕部位是相對於橈動脈位置；該脈波經過動脈的路徑長度為該胸口部位到該手腕部位之路徑長度。
- 如請求項1之具有確定血壓功能的動態量測裝置，其中該平均動脈壓是利用如下公式(I)獲得：其中Lp為脈波經過動脈的路徑長度，TPA為脈波抵達時間(pulse arrival time)，a、b及c為校正參數。
- 如請求項2之具有確定血壓功能的動態量測裝置，其中該校正參數a範圍為0.01-0.15；該校正參數b範圍為0.01-0.15；該校正參數c範圍為1-1000。
- 如請求項1之具有確定血壓功能的動態量測裝置，其中該平均動脈壓是利用如下公式(II)獲得：其中LP為脈波經過動脈的路徑長度，TPA為脈波抵達時間(pulse arrival time)，A、B及C為校正參數。
- 如請求項4之具有確定血壓功能的動態量測裝置，其中該校正參數A範圍為0.01-0.15；該校正參數B範圍為0.1-1.0；該校正參數C範圍為1-1000。
- 如請求項1至5任一項之具有確定血壓功能的動態量測裝置，其中該心音感測器是設置於胸口部位，該胸口部位是相對於主動脈出口、肺動脈出口、三尖瓣或二尖瓣位置。
- 如請求項1至5任一項之具有確定血壓功能的動態量測裝置，其中該心音感測器是一種聲波感測器。
- 如請求項1至5任一項之具有確定血壓功能的動態量測裝置，其中該脈波感測器是一都卜勒雷達(Doppler radar)、壓電壓力感測器(Piezoelectric sensor)、阻抗壓力感測器、電容壓力感測器、聲波感測器、超音波或光體積描述信號儀(Photoplethysmography,PPG)。
- 如請求項1至5任一項之具有確定血壓功能的動態量測裝置，其中該心搏感測模組、該脈搏感測模組及該數據計算模組之間是利用無線或有線方式進行通訊。
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