TWI847713B

TWI847713B - 血壓測量裝置、血壓測量方法及其電腦程式產品

Info

Publication number: TWI847713B
Application number: TW112118726A
Authority: TW
Inventors: 林昆儀; 蔡沛原; 周碩政
Original assignee: 康邁醫學科技股份有限公司
Priority date: 2023-05-19
Filing date: 2023-05-19
Publication date: 2024-07-01
Also published as: GB2630153A; DE102023129429A1; GB202314293D0; US20240382098A1; JP2024167033A; TW202446332A

Abstract

一種用於測量血壓的裝置與方法及其電腦程式產品被揭露於此。該裝置自一振動感測器接收由該振動感測器藉由測量一目標部位所產生的一振動訊號。該裝置接著將該振動訊號轉換為一數位訊號，並針對該數位訊號進行一濾波處理。該濾波處理包含濾除該數位訊號中於一特定區間中與該目標部位的脈動相應的一主成分波周圍的雜訊。隨後，該裝置根據經該濾波處理後的該數位訊號，確認一收縮壓判斷時點與一舒張壓判斷時點，進而產生一血壓測量結果。

Description

血壓測量裝置、血壓測量方法及其電腦程式產品

本發明涉及一種血壓測量技術。更具體而言，本發明涉及一種非侵入式的血壓測量裝置、血壓測量方法及其電腦程式產品。

柯氏音(Korotkoff sound)是指針對人體中特定的血管位置(例如：肱動脈)先進行緊縛加壓、再予以釋放減壓後，血流於重新流經該特定血管位置時因摩擦及衝撞血管壁所造成之血管壁振動進一步被傳遞至體表時所能被觀測到的聲音，其概念最早是由俄國醫生尼古拉.塞爾蓋耶維奇.科羅特科夫(Nikolai Sergeievich Korotkoff)於1905年提出，故以此命名。柯氏音自其產生到消止可大致分成五個階段，各階段具有不同的聲音特性及其所代表的血管及/或血流狀態。透過觀察減壓時的壓力與各階段柯氏音的出現情況，測量者可據以評估測量對象的收縮壓(一說可對應至柯氏音首次出現時所測量到的壓力)及舒張壓(一說可對應至柯氏音最終消止時所測量到的壓力)。是以，柯氏音屬於非侵入式的血壓測量實務中一項具識別性的參考依據。

傳統非侵入式的血壓測量技術大多仰賴測量者透過如聽診器或麥克風等收音方式針對與特定血管位置相應的表皮位置進行聆聽，並根據經驗從聲音中區分柯氏音的各個階段，藉此決定判斷收縮壓及舒張壓的時點。然而，這樣的識別方式全憑經驗，無客觀標準，且其聆聽過程十分容易受到外部噪音的干擾。鑒於此問題，考量柯氏音源自血管壁的振動，故理論上可改透過測量體表的振動情況而轉換出與柯氏音狀態相近的波形，以期在測量過程中免於外部雜音的干擾。

舉例而言，第11/370,020號美國發明專利申請案便提及透過壓力感測器來測量血壓的技術。所述第11/370,020號美國發明專利申請案採用與振動相關的手段來產生波形圖，並根據所示波形中一種特定型態的缺口(notch)的出現及消失來決定收縮壓與舒張壓的判斷時點(例如圖5中所示波形W1中的缺口N1，其細節容後詳述)。然而，透過例如所述第11/370,020號美國發明專利申請案所述的技術所產生的波形中存有不少雜訊，例如圖5中所示波形W1中的缺口N2及N3，其細節容後詳述。無論後續是以人眼抑或機器視覺來識別所述缺口，這些雜訊均十分容易造成誤判，進而影響後續心血管相關處置(例如：測量血壓、計算動脈硬化指數等等)的準確率。

有鑑於此，如何提供一種有效抑制上述雜訊的血壓測量方式，實為本發明所屬技術領域中亟待解決的技術問題。

為了至少解決上述問題，本發明提供了一種血壓測量裝置。該血壓測量裝置可包含一訊號轉換電路以及與該訊號轉換電路電性連接的一處理器。該訊號轉換電路可用以自一振動感測器接收一振動訊號，且該振動訊號可以是由該振動感測器藉由測量一目標部位所產生。此外，該訊號轉換電路還可用以將該振動訊號轉換為一數位訊號。該處理器則可用以針對該數位訊號進行一濾波處理。該濾波處理包含濾除該數位訊號中於一特定區間中與該目標部位的脈動相應的一主成分波周圍的雜訊。此外，該處理器還可用以根據經該濾波處理後的該數位訊號，確認一收縮壓判斷時點與一舒張壓判斷時點，進而產生一血壓測量結果。

進一步而言，該濾波處理還可濾除該數位訊號中頻率高於70赫茲的訊號成分。

進一步而言，該濾波處理還可濾除該數位訊號中頻率低於15赫茲的訊號成分。

進一步而言，該訊號轉換電路可包含三個電阻，該三個電阻與該振動感測器構成一惠斯通電橋，且該訊號轉換電路還包含與該惠斯通電橋電性連接的一差動放大器、與該差動訊號放大器電性連接的一低通濾波器以及與該低通濾波器以及該處理器電性連接的一類比-數位轉換器。該惠斯通電橋可將該振動訊號轉換為一組差動訊號，而該差動放大器可用以自該惠斯通電橋接收該組差動訊號，並將該組差動訊號轉換為一放大訊號。該低通濾波器可用以針對該放大訊號進行濾波。該類比-數位轉換器可用以將經濾波後的該放大訊號轉換為該數位訊號。

進一步而言，該血壓測量裝置還可包含一壓脈元件以及與該處理器及該壓脈元件電性連接的一氣壓感測電路。該處理器還可用以控制該壓脈元件對該目標部位施加壓力，且該氣壓感測電路可用以產生關於該壓脈元件的一壓力訊號，並提供該處理器該壓力訊號。此外，該處理器是根據該收縮壓判斷時點與該舒張壓判斷時點以及該壓力訊號產生該血壓測量結果。

進一步而言，該處理器可以是透過實作一有限脈衝響應數位濾波器而進行該濾波處理。

進一步而言，該血壓測量裝置還可包含該振動感測器，且該振動感測器可包含一金屬膜片。此外，該振動感測器可為一壓阻式(piezoresistive)應變計，且該金屬膜片的材質可為銅合金。更進一步地，該金屬膜片的材質可為磷青銅。

為了至少解決上述問題，本發明還提供了一種血壓測量方法。該血壓測量方法可由一血壓測量裝置所執行，並可包含下列步驟：自一振動感測器接收一振動訊號，其中，該振動訊號是由該振動感測器藉由測量一目標部位所產生；將該振動訊號轉換為一數位訊號；針對該數位訊號進行一濾波處理，其中，該濾波處理包含濾除該數位訊號中於一特定區間中與該目標部位的脈動相應的一主成分波周圍的雜訊；以及根據經該濾波處理後的該數位訊號，確認一收縮壓判斷時點與一舒張壓判斷時點，進而產生一血壓測量結果。

為了至少解決上述問題，本發明還提供一種電腦程式產品。該電腦程式產品經一電子計算裝置載入後，該電子計算裝置可執行前述本發明所提供的血壓測量方法。

綜上所述，本發明所提出的血壓測量裝置、血壓測量方法及其電腦程式產品可藉由濾波處理而將由振動感測器所轉換出的數位訊號中與脈動相應的主成分波周圍的雜訊濾除，進而獲得特徵與柯氏音結果趨於一致且雜訊相較現有技術更少的訊號。是以，本發明所提的血壓測量裝置、血壓測量方法及其電腦程式產品確實改善了本發明所屬技術領域中存在已久的雜訊影響血壓判斷的技術問題(如先前所述)，同時也可進一步提升後續心血管狀況評估的準確率。

此發明內容段落整體地敘述了本發明的核心概念，並涵蓋了本發明可解決的問題、可採用的手段以及可達到的功效，以提供本發明所屬技術領域中具有通常知識者對本發明的基本理解。然而，應理解，此發明內容段落並非有意概括本發明的所有實施例，而僅是以一簡單形式來呈現本發明的核心概念，以作為隨後詳細描述的一個引言。以下結合圖式闡述本發明之詳細技術及實施方式，俾使本發明所屬技術領域中具有通常知識者能理解所請求保護之發明之技術特徵。

如下所示：

1:血壓測量裝置

11:訊號轉換電路

111:振動感測器

111a:背蓋

111b:外殼

111c:保護蓋

111d:應變計

111e:金屬膜片

111f:矽膠膜片

112:惠斯通電橋

113:差動放大器

114:低通濾波器

115:類比-數位轉換器

12:處理器

13:氣壓感測電路

131:氣壓感測器

132:低通濾波器

133:類比-數位轉換器

14:輸入/輸出介面

6:血壓測量方法

601~604:步驟

A1:手臂

B1:壓脈元件

C1:壓脈帶

D1:振動訊號

E1:血壓測量結果

N1、N2、N3:波形缺口

P1:壓力訊號

R1、R2、R3:電阻

Q1:氣管

S1:數位訊號

T1:收縮壓判斷時點

T2:舒張壓判斷時點

W1、W2、W3:波形

如下所示：圖1為描繪根據本發明的一或多個實施例的血壓測量裝置的示意圖。

圖2為描繪圖1所示血壓測量裝置中的振動感測器的示意圖。

圖3為描繪圖1所示血壓測量裝置中的訊號轉換電路的示意圖。

圖4為描繪圖1所示血壓測量裝置中的氣壓感測電路的示意圖。

圖5為描繪根據本發明的一或多個實施例的血壓測量裝置所產生波形與現有技術所產生波形的示意圖。

圖6為描繪根據本發明的一或多個實施例的血壓測量方法的流程圖。

圖1~圖6所示內容僅是作為說明本發明的實施例的範例，而非為了限制本發明的保護範圍。

以下將透過實施方式來解釋本發明所提供之血壓測量裝置、血壓測量方法及其電腦程式產品。然而，該等實施方式並非用以限制本發明須在如該等實施方式所述之任何環境、應用或方式方能實施。因此，關於實施方式之說明僅為闡釋本發明之目的，而非用以限制本發明之範圍。應理解，在以下實施方式及圖式中，與本發明非直接相關之元件已省略而未繪示，且各元件之尺寸以及元件間之尺寸比例僅為例示而已，而非用以限制本發明之範圍。

請參照圖1。本發明的第一實施方式為一種血壓測量裝置1，其可至少包含一訊號轉換電路11以及與訊號轉換電路11電性連接的一處理器12。整體而言，訊號轉換電路11可用以自一振動感測器111接收一振動訊號D1，並且將振動訊號D1轉換為一數位訊號S1。處理器12則可用以針對數位訊號S1進行一濾波處理，並根據經該濾波處理後的數位訊號S1確認一收縮壓判斷時點與一舒張壓判斷時點，進而產生一血壓測量結果E1。

處理器12可以是具備訊號處理功能的微處理器(microprocessor)或微控制器(microcontroller)等。微處理器或微控制器是一種可程式化的特殊積體電路，其具有運算、儲存、輸出/輸入等能力，且可接受並處理各種編碼指令，藉以進行各種邏輯運算與算術運算，並輸出相應的運算結果。處理器12可被編程以解釋各種指令，以處理血壓測量裝置1中的資料並執行各項運算程序或程式。

請參照圖2，其描繪了振動感測器111的結構的一種示例。在某些實施例中，振動感測器111可至少包含一應變計111d以及一金屬膜片111e。金屬膜片111e可貼附於應變計111d上。

在某些實施例中，金屬膜片111e的厚度可位於0.1至0.2釐米的區間。在某些實施例中，金屬膜片111e的材質可為銅或銅合金。在某些實施例中，所述銅合金可為磷青銅。此外，在某些實施例中，應變計111d可為一壓阻式應變計。

為了保護應變計111d以及金屬膜片111e，振動感測器111還可進一步包含覆蓋應變計111d的一保護蓋111c、環繞應變計111d及金屬膜片111e的一外殼111b、以及覆蓋於該外殼上的一背蓋111a。此外，在某些實施例中，振動感測器111還可包含置於金屬膜片111e下方的一矽膠膜片111f，以避免金屬膜片111e與目標部位直接接觸。

請共同參照圖1及圖2，振動感測器111可被設置為緊貼受測者的一目標部位，例如圖1所示的一手臂A1處，並可藉由感測目標部位(例如：肱動脈位置處)發生的振動而產生相應的振動訊號D1。

在某些實施例中，歸功於應變計111d的感測形式，血壓測量裝置1在執行測量時可避免受到環境噪音的影響。此外，在某些實施例中，歸功於金屬膜片111e的材質選擇，血壓測量裝置1對於受測者的部位及動作要求亦更為寬鬆。舉例而言，經發明人測試，以磷青銅製成的金屬膜片111e可使受測者於測量血壓的過程中可適度地正常活動(例如：移動手臂)，而無須保持完全的靜止。

由振動感測器111所產生的振動訊號D1可接著被提供至訊號轉換電路11進行數位訊號的轉換處理。請參照圖3，訊號轉換電路11可包含三個電阻R1~R3。此三個電阻R1~R3可與振動感測器111構成一惠斯通電橋112。惠斯通電橋112可將振動訊號D1轉換為一組差動訊號，而訊號轉換電路11還可包含與惠斯通電橋112電性連接的一差動放大器113，其可用以自惠斯通電橋112接收該組差動訊號，並將該組差動訊號轉換為一放大訊號。訊號轉換電路11還可包含與差動訊號放大器113電性連接的一低通濾波器114，其可用以針對該放大訊號進行濾波。

此外，訊號轉換電路11還可包含與低通濾波器114以及處理器12電性連接的一類比-數位轉換器115，其可用以將經濾波後的該放大訊號轉換為數位訊號S1，並且將數位訊號S1提供至處理器12。在某些實施例中，數位訊號S1是由類比-數位轉換器115根據一採樣頻率對該放大訊號進行連續採樣而獲得的相對於該放大訊號的一系列離散數值所構成。

有關圖3中的低通濾波器114及類比-數位轉換器115的細節與實施方式可為本發明所屬技術領域中具有通常知識者所理解，故本揭露將不贅述。

請共同參照圖1及圖4。在某些實施例中，血壓測量裝置1還可包含一壓脈元件B1以及與處理器12及壓脈元件B1電性連接的一氣壓感測電路13。壓脈元件B1可包含一壓脈帶C1、一氣管Q1、一充氣幫浦(圖中未示出)、及一洩氣閥(圖中未示出)。氣壓感測電路13可包含一氣壓感測器131、與氣壓感測器131耦合的一低通濾波器132、與低通濾波器132耦合的一類比-數位轉換器133。有關圖4中的氣壓感測器131、低通濾波器132、類比-數位轉換器133的細節與實施方式可為本發明所屬技術領域中具有通常知識者所理解，故本揭露將不贅述。

壓脈帶C1可具有可容置振動感測器111的一空間，以利將振動感測器111設置於該空間。或者，壓脈帶C1與振動感測器111之間可透過黏貼、固定扣、磁吸等方式固定。

該充氣幫浦可具有由電力馬達驅動活塞的結構，其可透過氣管Q1而為壓脈帶C1充氣。該洩氣閥則可為具有電磁結構的氣閥，可於充氣後穩定地將壓脈帶C1洩氣。

處理器12可用以控制該充氣幫浦透過氣管Q1對壓脈帶C1進行充氣，藉此對該目標部位施加壓力以阻斷血管的血液流通，並接著控制該洩氣閥穩定地釋放壓脈帶C1中的氣體，以逐漸減少對該目標部位所施加的壓力。於此施加壓力及釋放壓力的過程中，氣壓感測電路13中的氣壓感測器131可產生相應的一壓力訊號P1，該壓力訊號P1經低通濾波器132與類比-數位轉換器133的訊號處理後可被提供至處理器12。此外，氣壓感測電路13的充氣施壓動作與洩氣釋壓動作可以是根據處理器12的指令而進行的。

請接著參照圖5，經處理器12進行一濾波處理之前與之後的數位訊號S1可分別如一波形W1以及一波形W3所示，而氣壓感測電路13所產生的壓力訊號P1則可如一波形W2所示。圖5中的縱軸代表以毫米汞柱(mmHg)為單位的壓力，而橫軸則代表時間，惟圖5所示縱軸的壓力大小僅適用於波形W2，波形W1及波形W3僅是被疊加於波形W2的周遭，以利綜合判斷波形W2所示的壓力變化與波形W1及波形W3所示特徵之間於時間上的關聯性。

於波形W1中可看出諸多類似缺口N2及缺口N3的雜訊，而這些雜訊十分不利於後續的血壓判斷處理。舉例而言，倘若後續欲採用識別缺口 N1的出現與消失來評估柯氏音的出現位置或決定收縮壓與舒張壓的判斷時點，則缺口N2及缺口N3就十分可能在上述機制中造成誤判。

為了解決上述誤判問題，在收到數位訊號S1之後，處理器12可針對數位訊號S1進行一濾波處理。具體而言，該濾波處理可包含濾除數位訊號S1中於一特定區間中與目標部位的脈動相應的一主成分波周圍的雜訊。舉例而言，所述特定區間可為壓脈元件B1開始洩壓後的一段時間，例如圖5所示的區間為約15秒。於血壓測量的實務中，一般的受測者約會加壓至180mmHg，高血壓的受測者可能會加壓至約200至240mmHg，洩壓的速率則可為每秒約4至5mmHg，整體之洩壓時間約可於20至30秒內完成。此外，所述主成分波即包含所欲分析的特徵(例如：波形W1中的缺口N1及其他相同結構的特徵)的波。所述雜訊則為可能造成誤判的訊號內容，例如波形W1中的缺口N2與缺口N3。

為濾除所述雜訊，在某些實施例中，該濾波處理可包含濾除數位訊號S1中頻率高於70赫茲的訊號成分。某些實施例中，該濾波處理還可包含進一步濾除數位訊號S1中頻率低於15赫茲的訊號成分，亦即，該濾波處理保留了15赫茲~70赫茲之間的內容。

在某些實施例中，處理器12可以是透過實作一有限脈衝響應(Finite impulse response，FIR)數位濾波器而進行該濾波處理，且該有限脈衝響應數位濾波器可被設置為帶通模式。

透過上述濾波處理，處理器12顯著地濾除了缺口N2及缺口N3的存在，卻同時保留與原先缺口N1在波形W1中所代表的特徵一致的特徵分布，且經發明人多番實驗，波形W3中的特徵分布(即，各大脈衝的分布)實際上與透過人工聽診所得出的柯氏音特徵分布趨於一致。據此，處理器12可接著根據波形W3中的此種特徵分布形式而決定一收縮壓判斷時點T1與一舒張壓判斷時點T2，例如：將第一個柯氏音特徵出現的位置決定為收縮壓判斷時點T1，並將最後一個識別出的柯氏音特徵的位置決定為舒張壓判斷時點T2。

在某些實施例中，處理器12可自行判斷波形W3中是否出現了柯氏音特徵。具體而言，由於圖5中的波形W3實際上是由一群離散資料的數值所累積而成，故處理器12可根據這群離散資料在一段時間區間中的數值變化量與一閾值之間的比較結果來判斷波形W3中的各個脈衝是否屬於柯氏音特徵。舉例而言，所述時間區間可為15秒，而對應於所述變化量的所述閾值則可為10%，亦即，當波形W3所對應的一群離散資料的數值在15秒內數值的變化量達10%以上時，處理器12可據以將波形W3中對應於該段時間區間的脈衝位置視為具有柯氏音特徵。

於確認收縮壓判斷時點T1與該舒張壓判斷時點T2之後，處理器12便可根據該收縮壓判斷時點、該舒張壓判斷時點以及與波形W2對應的壓力訊號P1而產生一血壓測量結果E1。舉例而言，於圖5的示例中，於收縮壓判斷時點T1與舒張壓判斷時點T2所分別測量到的血壓數值分別為107毫米汞柱與68毫米汞柱。

在某些實施例中，處理器12還可根據波形W3中的波峰間隔來計算心率數值，並將其納入血壓測量結果E1中。

在某些實施例中，血壓測量裝置1還可包含與處理器12電性連接的一輸入/輸出(I/O)介面14，其可為例如但不限於各世代的USB、HDMI、Thunderbolt、Lightning、DisplayPort、3.5/2.5釐米音訊孔等傳輸介面。血壓測量裝置1可透過與輸入/輸出介面14電性連接的裝置(例如：顯示器、揚聲器、振動器(以振動的形式將資訊提供給視障及聽障人士)等等)而將血壓測量結果E1呈現給使用者。

須說明，上述血壓測量裝置1內部及/或外部所涉及元件間的所述電性連接可以是直接的(即沒有透過其他元件而彼此連接)或是間接的(即透過其他元件而彼此連接)。

此外，須說明，低通濾波器114以及處理器12是分別進行不同之濾波處理，且其各自具有不同的用途及實作方式。首先，低通濾波器114是針對來自差動放大器113的類比訊號進行濾波處理，而處理器12則是針對來自類比-數位轉換器的數位訊號進行濾波處理。再者，更重要的是，低通濾波器114之目的只是單純為了將來自差動放大器113的放大訊號中的高頻成分濾除，只求大致上保留與人體脈動相對應的主成分波，故如圖5中的波形W1所示，在主成分波的周圍存在許多不利於處理器12識別主成分波之特徵的雜訊成分。不同於低通濾波器114，由處理器12所進行的數位濾波是特別用以濾除在主成分波的周圍的雜訊成分(例如：圖5中所示的缺口N2與缺口N3)，因為這些雜訊成分不利於處理器12識別主成分波所呈現之特徵，而如圖5所示，相較於波形W1，經處理器12特別進行濾波後的波形W3也確實有效地減少了存在於主成分波周圍的雜訊成分。

在某些實施例中，處理器12可進一步將所產生的波形W3用作訓練資料來訓練一人工智慧模型，並以訓練後的該人工智慧模型識別各輸入波形中的柯氏音特徵。

請參照圖6，本發明的第二實施方式為一種血壓測量方法6，其可由一血壓測量裝置執行，並且可包含下列步驟：自一振動感測器接收一振動訊號，其中，該振動訊號是由該振動感測器藉由測量一目標部位所產生(標示為601)；將該振動訊號轉換為一數位訊號(標示為602)；針對該數位訊號進行一濾波處理，其中，該濾波處理包含濾除該數位訊號中於一特定區間中與該目標部位的脈動相應的一主成分波周圍的雜訊(標示為603)；以及根據經該濾波處理後的該數位訊號，確認一收縮壓判斷時點與一舒張壓判斷時點，進而產生一血壓測量結果(標示為604)。

在某些實施例中，關於血壓測量方法6，該濾波處理還可包含濾除該數位訊號中頻率高於70赫茲的訊號成分。在某些實施例中，該濾波處理還可包含進一步濾除該數位訊號中頻率低於15赫茲的訊號成分。此外，在某些實施例中，該血壓測量裝置可以是透過實作一有限脈衝響應數位濾波器而進行該濾波處理。

在某些實施例中，血壓測量方法6還可包含下列步驟：控制一壓脈元件對該目標部位施加壓力；以及產生關於該壓脈元件的一壓力訊號，其中，該血壓測量裝置是根據該收縮壓判斷時點與該舒張壓判斷時點以及該壓力訊號產生該血壓測量結果。

在某些實施例中，關於血壓測量方法6，該振動感測器可包含一金屬膜片，且該金屬膜片的材質可為銅合金。此外，在某些實施例中，該銅合金可為磷青銅。又，在某些實施例中，該振動感測器可包含一壓阻式應變計。

血壓測量方法6的每一個實施例基本上都會與血壓測量裝置1的某一個實施例相對應。因此，僅根據上文針對血壓測量裝置1的說明，本發明所屬技術領域中具有通常知識者即已能充分瞭解且實現血壓測量方法6的所有相應的實施例，即使上文未針對血壓測量方法6的每一個實施例單獨進行詳述。

本發明的一第三實施方式為根據第二實施方式中的血壓測量方法6所實作之一電腦程式產品。當該電腦程式產品被讀入一電子計算裝置時，該電子計算裝置將執行第二實施方式所述之血壓測量方法6之各個實施例的相應步驟。電腦程式產品是指載有電腦可讀取之程式且不限外在形式的物，例如但不限於：一非暫態有形機器可讀媒介(non-transitory tangible machine-readable medium)，例如(但不限於)一唯讀記憶體(read-only memory，ROM)、一快閃記憶體(flash memory)、一磁碟片(floppy disk)、一行動硬碟、一磁帶(magnetic tape)、網路資料庫、雲端節點、或任何其他為本發明所屬技術領域中具有通常知識者所熟知且具有相同功能的電腦軟體儲存媒介。

上述實施方式僅用來例舉本發明的部分實施態樣，以及闡釋本發明的技術特徵，而非用來限制本發明的保護範疇及範圍。任何本發明所屬技術領域中具有通常知識者可輕易完成的改變或均等性的安排均屬於本發明所主張的範圍，而本發明的權利保護範圍以申請專利範圍為準。

6:血壓測量方法

601~604:步驟

Claims

一種血壓測量裝置，包含：一訊號轉換電路，用以：自一振動感測器接收一振動訊號，其中，該振動訊號是由該振動感測器藉由測量一目標部位所產生；以及將該振動訊號轉換為一數位訊號；以及一處理器，與該訊號轉換電路電性連接，用以：針對該數位訊號進行一濾波處理，其中，該濾波處理包含濾除該數位訊號中於一特定區間中與該目標部位的脈動相應的一主成分波周圍的雜訊；以及根據經該濾波處理後的該數位訊號，確認一收縮壓判斷時點與一舒張壓判斷時點，進而產生一血壓測量結果。
如請求項1所述的血壓測量裝置，其中，該濾波處理還包含濾除該數位訊號中頻率高於70赫茲的訊號成分。
如請求項2所述的血壓測量裝置，其中，該濾波處理還包含濾除該數位訊號中頻率低於15赫茲的訊號成分。
如請求項1所述的血壓測量裝置，其中，該訊號轉換電路包含：三個電阻，與該振動感測器構成一惠斯通電橋，該惠斯通電橋用以將該振動訊號轉換為一組差動訊號；一差動放大器，與該惠斯通電橋電性連接，用以自該惠斯通電橋接收該組差動訊號，並將該組差動訊號轉換為一放大訊號；一低通濾波器，與該差動訊號放大器電性連接，用以針對該放大訊號進行濾波；以及一類比-數位轉換器，與該低通濾波器以及該處理器電性連接，用以將經濾波後的該放大訊號轉換為該數位訊號。
如請求項1所述的血壓測量裝置，還包含：一壓脈元件，其中該處理器還用以控制該壓脈元件對該目標部位施加壓力；以及一氣壓感測電路，與該處理器及該壓脈元件電性連接，用以產生關於該壓脈元件的一壓力訊號，並提供該處理器該壓力訊號，其中，該處理器是根據該收縮壓判斷時點與該舒張壓判斷時點以及該壓力訊號產生該血壓測量結果。
如請求項1所述的血壓測量裝置，其中，該處理器是透過實作一有限脈衝響應數位濾波器而進行該濾波處理。
如請求項1或3所述的血壓測量裝置，其中，該振動感測器包含一金屬膜片，且該金屬膜片的材質為銅合金。
如請求項7所述的血壓測量裝置，其中，該銅合金為磷青銅。
如請求項7所述的血壓測量裝置，其中，該振動感測器包含一壓阻式應變計。
一種血壓測量方法，由一血壓測量裝置執行，包含：自一振動感測器接收一振動訊號，其中，該振動訊號是由該振動感測器藉由測量一目標部位所產生；將該振動訊號轉換為一數位訊號；針對該數位訊號進行一濾波處理，其中，該濾波處理包含濾除該數位訊號中於一特定區間中與該目標部位的脈動相應的一主成分波周圍的雜訊；以及根據經該濾波處理後的該數位訊號，確認一收縮壓判斷時點與一舒張壓判斷時點，進而產生一血壓測量結果。
如請求項10所述的血壓測量方法，其中，該濾波處理還包含濾除該數位訊號中頻率高於70赫茲的訊號成分。
如請求項11所述的血壓測量方法，其中，該濾波處理還包含濾除該數位訊號中頻率低於15赫茲的訊號成分。
如請求項10所述的血壓測量方法，還包含：控制一壓脈元件對該目標部位施加壓力；以及產生關於該壓脈元件的一壓力訊號，其中，該血壓測量裝置是根據該收縮壓判斷時點與該舒張壓判斷時點以及該壓力訊號產生該血壓測量結果。
如請求項10所述的血壓測量方法，其中，該血壓測量裝置是透過實作一有限脈衝響應數位濾波器而進行該濾波處理。
如請求項10所述的血壓測量方法，其中，該振動感測器包含一金屬膜片，且該金屬膜片的材質為銅合金。
如請求項15所述的血壓測量方法，其中，該銅合金為磷青銅。
如請求項15所述的血壓測量方法，其中，該振動感測器包含一壓阻式應變計。
一種電腦程式產品，經一電子計算裝置載入後，該電子計算裝置執行下列指令：自一振動感測器接收一振動訊號，其中，該振動訊號是由該振動感測器藉由測量一目標部位所產生；將該振動訊號轉換為一數位訊號；針對該數位訊號進行一濾波處理，其中，該濾波處理包含濾除該數位訊號中於一特定區間中與該目標部位的脈動相應的一主成分波周圍的雜訊；以及根據經該濾波處理後的該數位訊號，確認一收縮壓判斷時點與一舒張壓判斷時點，進而產生一血壓測量結果。
如請求項18所述的電腦程式產品，其中，該濾波處理還包含濾除該數位訊號中頻率高於70赫茲的訊號成分。
如請求項19所述的電腦程式產品，其中，該濾波處理還包含濾除該數位訊號中頻率低於15赫茲的訊號成分。
如請求項18所述的電腦程式產品，經該電子計算裝置載入後，該電子計算裝置還執行下列指令：控制一壓脈元件對該目標部位施加壓力；以及產生關於該壓脈元件的一壓力訊號，其中，該電子計算裝置是根據該收縮壓判斷時點與該舒張壓判斷時點以及該壓力訊號產生該血壓測量結果。
如請求項18所述的電腦程式產品，其中，該電子計算裝置是透過實作一有限脈衝響應數位濾波器而進行該濾波處理。