《生理信号测量模块及生理信号误差补偿方法.pdf》由会员分享，可在线阅读，更多相关《生理信号测量模块及生理信号误差补偿方法.pdf（12页完整版）》请在专利查询网上搜索。
1、(10)授权公告号 CN 101810470 B (45)授权公告日 2012.09.05 CN 101810470 B *CN101810470B* (21)申请号 200910006994.7 (22)申请日 2009.02.23 A61B 5/02(2006.01) A61B 5/04(2006.01) (73)专利权人 财团法人工业技术研究院 地址 中国台湾新竹县 (72)发明人 李文卿 黄俊哲 柯志祥 (74)专利代理机构 北京律诚同业知识产权代理 有限公司 11006 代理人 陈红 CN 101248989 A,2008.08.27, CN 101088455 A,2007.12.。
2、19, JP 昭 56-31168 A,1981.03.28, CN 1768699 A,2006.05.10, US 2001/0031926 A1,2001.10.18, CN 1141762 A,1997.02.05, (54) 发明名称 生理信号测量模块及生理信号误差补偿方法 (57) 摘要 本发明涉及一种生理信号测量模块， 包括生 理信号感测单元、 姿势感测单元、 以及处理单元。 生理信号感测单元测量受测者的心电信号与脉搏 信号。姿势感测单元感测生理信号测量模块的位 置， 并输出多个位置信号。处理单元接收心电信 号、 脉搏信号、 与位置信号， 用以根据位置信号来 产生表示生理信号测量。
3、模块与参考位置间的高度 差的高度变化参数。处理单元还根据心电信号与 脉搏信号来计算当前脉波延迟时间， 且根据高度 变化参数来补偿当前脉波延迟时间以获得补偿脉 波延迟时间， 并根据补偿脉波延迟时间来获得血 压信号。 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 胡亚婷 权利要求书 2 页 说明书 5 页 附图 4 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书 2 页 说明书 5 页 附图 4 页 1/2 页 2 1. 一种生理信号测量模块， 其特征在于， 包括 ： 一生理信号感测单元， 用以测量一受测者的一心电信号与一脉搏信号 ； 一姿势感测单元， 用以感测该生理信。
4、号测量模块的位置， 并输出多个位置信号 ； 一处理单元， 接收该心电信号、 该脉搏信号、 与该多个位置信号， 用以根据该多个位置 信号来产生表示该生理信号测量模块与一参考位置间的高度差的一高度变化参数， 该处理 单元还根据该心电信号与该脉搏信号来计算一当前脉波延迟时间， 且根据该高度变化参数 来补偿该当前脉波延迟时间以获得一补偿脉波延迟时间， 并根据该补偿脉波延迟时间来获 得一血压信号 ； 以及 一内存， 用以储存一初始舒张压参数、 一初始收缩压参数、 一初始脉波延迟时间、 以及 一关系常数， 其中， 该关系常数是有关于该初始收缩压参数与该初始脉波延迟时间 ； 其中， 该初始舒张压参数与该初始。
5、收缩压参数由该生理信号测量模块的一外部装置所 提供 ； 以及 其中， 当该外部装置测量该初始舒张压参数与该初始收缩压参数时， 该生理信号感测 单元同时测量该受测者的一初始心电信号与一初始脉搏信号， 该处理单元根据该初始心电 信号与该初始脉搏信号来计算该初始脉波延迟时间。 2. 根据权利要求 1 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该处理单元根据该关系常 数与该补偿脉波延迟时间来计算该血压信号中的一收缩压值。 3. 根据权利要求 2 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该处理单元根据 SBPC KPTTC-1来计算该收缩压值， SBPC表示该收缩压值、 K 表示该关系常数、 且 PTTC。
6、表示该补偿 脉波延迟时间。 4. 根据权利要求 3 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该关系常数等于该初始收 缩压参数与该初始脉波延迟时间相乘的值。 5. 根据权利要求 2 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该处理单元根据收缩压值、 该初始收缩压参数、 该初始舒张压参数、 该初始脉波延迟时间、 与该补偿脉波延迟时间来计 算该血压信号中的一舒张压值。 6. 根据权利要求 5 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该处理单元根据 来计算该舒张压值， DBPC表示该舒张压值， SBPC表示 该收缩压值， SBP0表示该初始收缩压参数， DBP0表示该初始舒张压参数， PTT0表示该初始。
7、脉 波延迟时间， 且 PTTC表示该补偿脉波延迟时间。 7. 根据权利要求 1 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 当该外部装置测量该初始 舒张压参数与该初始收缩压参数时， 该生理信号测量模块与该外部装置位置等高。 8. 根据权利要求 7 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该处理单元根据该初始收 缩压参数与该初始脉波延迟时间来计算该关系常数。 9. 根据权利要求 8 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该处理单元将计算获得的 该初始脉波延迟时间与该关系常数储存至该内存。 10. 根据权利要求 1 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该参考位置位于与该受测 者的心脏等高的位置。。
8、 11. 根据权利要求 1 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 还包括 ： 权 利 要 求 书 CN 101810470 B 2 2/2 页 3 三个感测电极， 用以撷取该受测者的该心电信号 ； 以及 一光传感器， 用以撷取该受测者的该脉搏信号。 12. 根据权利要求 11 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该光传感器与所述感测 电极中的一个结合。 13. 根据权利要求 1 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该生理信号感测单元透过 该受测者的至少三只手指来测量该心电信号与该脉搏信号。 14. 根据权利要求 1 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该生理信号测量模块可整 合在。
9、一个人数字助理、 一移动电话、 一数字相机、 或一全球定位系统。 15. 根据权利要求 6 所述的生理信号测量模块， 其特征在于， 该处理单元根据 来补偿该当前脉波延迟时间以获得该补偿脉波延迟时间， PTTC表示 该补偿脉波延迟时间， PTTN表示该当前脉波延迟时间， 且 H 表示该高度变化参数。 权 利 要 求 书 CN 101810470 B 3 1/5 页 4 生理信号测量模块及生理信号误差补偿方法 技术领域 0001 本发明是有关于一种生理信号测量模块， 特别是有关于一种移动式血压信号测量 模块。 背景技术 0002 随着社会的高龄化， 年老人口逐渐增加， 对于医疗设备的需求亦大幅增加。
10、， 使得医 疗资源供不应求大型医院经常人满为患。再者， 生活压力的增加使得现代人罹患心血管疾 病机率也提高， 其中， 高血压更是造成中风的主要因子。因此， 生理信号自我测量设备已逐 渐成为医疗产业发展的重要目标。通过生理信号自我测量的方式， 个人能够随时监控自己 的生理状况， 并能减少医疗资源浪费。 0003 已知的血压测量设备是利用腕带式气囊感测技术， 其通过气囊的充放气来测量血 压。但是， 此感测技术无法连续地测量血压， 且气囊的充放气需花费较长时间。此外， 腕带 式的血压测量设备会因为手腕与心脏的高度差而造成测量误差。 0004 因此， 期望提供一种生理信号测量模块， 其可随身携带， 且。
11、能补偿测量部位与心脏 间的高度差所造成的误差。 发明内容 0005 本发明所要解决的技术问题在于提供一种生理信号测量模块及生理信号误差补 偿方法， 其可随身携带， 且能补偿测量部位与心脏间的高度差所造成的误差。 0006 本发明提供一种生理信号测量模块， 包括生理信号感测单元、 姿势感测单元、 处理 单元、 以及内存。生理信号感测单元测量受测者的心电信号与脉搏信号。姿势感测单元感 测生理信号测量模块的位置， 并输出多个位置信号。处理单元接收心电信号、 脉搏信号、 与 位置信号， 用以根据位置信号来产生表示生理信号测量模块与参考位置间的高度差的变化 参数。处理单元还根据心电信号与脉搏信号来计算当。
12、前脉波延迟时间， 且根据高度变化参 数来补偿当前脉波延迟时间以获得补偿脉波延迟时间， 并根据补偿脉波延迟时间来获得血 压信号。内存用以储存一初始舒张压参数、 一初始收缩压参数、 一初始脉波延迟时间、 以及 一关系常数， 其中， 该关系常数是有关于该初始收缩压参数与该初始脉波延迟时间。其中， 该初始舒张压参数与该初始收缩压参数由该生理信号测量模块的一外部装置所提供 ； 当该 外部装置测量该初始舒张压参数与该初始收缩压参数时， 该生理信号感测单元同时测量该 受测者的一初始心电信号与一初始脉搏信号， 该处理单元根据该初始心电信号与该初始脉 搏信号来计算该初始脉波延迟时间。 0007 本发明另提供一种。
13、生理信号误差补偿方法， 首先， 以一生理信号测量模块来测量 受测者的心电信号与脉搏信号， 接着测量生理信号测量模块与参考位置之间的高度， 以产 生高度变化参数。根据心电信号与脉搏信号来计算当前脉波延迟时间。根据高度变化参数 来补偿当前脉波延迟时间以获得补偿脉波延迟时间。最后， 根据补偿脉波延迟时间来获得 血压信号。 说 明 书 CN 101810470 B 4 2/5 页 5 0008 本发明的生理信号测量模块可随身携带， 且能补偿测量部位与心脏间的高度差所 造成的误差。 0009 为使本发明能更明显易懂， 下文特举一较佳实施例， 并配合所附附图， 作详细说明 如下。 附图说明 0010 图 。
14、1 表示根据本发明实施例的生理信号测量模块架构 ； 0011 图 2 表示生理信号测量模块 1 的外观示意图 ； 0012 图 3 表示脉波延迟时间的示意图 ； 以及 0013 图 4 表示根据本发明实施例的生理信号测量流程图。 0014 【主要组件符号说明】 0015 1 生理信号测量模块 ； 0016 10 生理信号感测单元 ； 0017 11 姿势感测单元 ； 0018 12 处理单元 ； 0019 13 内存 ； 0020 14 显示单元 ； 0021 15 外部装置 ； 0022 20 输入端口 ； 0023 21、 22、 23 感测电极 ； 0024 24 光传感器 ； 0025。
15、 140 显示面板。 具体实施方式 0026 图 1 是表示根据本发明实施例的生理信号测量模块架构。参阅图 1， 生理信号测 量模块 1 包括生理信号感测单元 10、 姿势感测单元 11、 处理单元 12、 内存 13、 以及显示单元 14。图 2 是表示生理信号测量模块 1 的外观示意图。生理信号测量模块操作在初始参数设 定模式或测量模式下。 0027 在初始参数设定模式下， 将一外部装置15连接至生理信号测量模块1的输入端口 20。外部装置 15 可以是已知的血压计， 例如电子式气囊血压计。由外部装置 15 来测量受 测者在数秒内的平均舒张压与收缩压， 并透过输入端口 20 将所测得的舒张。
16、压与收缩压输 入至内存 13， 作为初始舒张压参数 DBP0与初始收缩压参数 SBP0。 0028 参阅图 2， 生理信号测量模块 1 具有三个感测电极 21-23 与一个光传感器 24。受 测者的三只手指分别触碰感测电极 21-23， 借以撷取心电信号 ( 例如， 左手的食指触碰感测 电极23、 左手的大拇指触碰感测电极21、 以及右手的大拇指触碰感测电极22)。 用来撷取脉 搏信号的光传感器24可与感测电极23结合， 因此， 受测者的左手食指是同时触碰感测电极 23 与光传感器 24。在此数秒内的血压测量期间， 生理信号测量模块 1 的生理信号感测单元 10同时透过感测电极21-23与光传。
17、感器24来测量数秒的心电信号与脉搏信号， 以作为初始 心电信号 ECG0与初始脉搏信号 PPG0。处理单元 12 接收初始心电信号 ECG0与初始脉搏信号 说 明 书 CN 101810470 B 5 3/5 页 6 PPG0， 并根据初始心电信号ECG0与初始脉搏信号PPG0来计算脉波延迟时间(Pulse Transit Time， PTT)。此技术领域的人员已知， 如图 3 所示， 脉波延迟时间是心电信号与脉搏信号之 间的时间差(例如， 心电信号R波与脉波信号位准开始上升的时间点)。 在初始参数设定模 式下， 处理单元 12 计算获得此数秒内多个脉波延迟时间的值， 且将这些值做平均运算以获。
18、 得初始脉波延迟时间 PTT0。在获得初始脉波延迟时间 PTT0后， 处理单元 12 根据式 0029 (1) 来计算关系常数 K ： 0030 K SBP0PTT0 式 (1) 0031 根据式 (1) 可得知， 关系常数 K 是有关于初始收缩压参数 SBP0与初始脉波延迟时 间 PTT0。 0032 在此数秒的血压测量期间， 姿势感测单元 11 同时来测量此时的生理信号测量模 块 1 与受测者的心脏间的初始高度差 H0。姿势感测单元 11 依据生理信号测量模块 1 的位 置来获得重力 (G) 在 X 轴、 Y 轴、 与 Z 轴方向的分量， 以产生对应的初始位置信号， 即 X0、 Y0 及 。
19、Z0信号。处理单元 12 根据 Y0与 Z0来计算受测者此时下臂倾斜角度 0， 如式 (2) 0033 式 (2) 0034 在获得下臂倾斜角度 0后， 处理单元 12 根据式 (3) 来计算生理信号测量模块 1 与受测者的心脏间的初始高度差 H0： 0035 H0 L0-L1+L2sin0 式 (3) 0036 其中， L0表示受测者的心脏至肩膀高度、 L1表示受测者的上臂长度、 而 L2表示受测 者的下臂长度。受测者可透过生理信号测量模块 1 的输入单元 ( 未显示 ) 来预先输入其身 高， 且处理单元12根据受测者的身高由标准身材比例(stand body proportion)公式来求。
20、 出数值 L0、 L1、 与 L2， 并将获得的数值 L0、 L1、 与 L2储存至内存 13。 0037 当处理单元 12 完成计算初始脉波延迟时间 PTT0、 关系常数 K、 以及初始高度差 H0 后， 将这些初始参数传送至内存 13 储存。在上述初始参数设定模式完成后， 内存 13 已储存 个体化的血压校正所需的初始参数， 即初始舒张压参数 DBP0、 初始收缩压参数 SBP0、 初始脉 波延迟时间 PTT0、 关系常数 K、 以及初始高度差 H0。之后， 可移除外部装置 15 与输入端口 20 的连接。 0038 在初始参数设定模式结束后， 若随时欲测量受测者的血压信号时， 生理信号测。
21、量 模块 1 则进入测量模式。参阅图 1 及 2， 在测量模式下， 受测者的相同三只手指 ( 即左手的 食指与大拇指、 以及右手的大拇指 ) 分别触碰感测电极 21-23， 同时， 左手的食指也触碰光 传感器 24。生理信号感测单元 10 同时透过感测电极 21-23 与光传感器 24 来测量当前的心 电信号 ECGN与脉搏信号 PPGN。处理单元 12 接收当前的心电信号 ECGN与脉搏信号 PPGN， 并 根据当前的心电信号 ECGN与脉搏信号 PPGN来计算当前脉波延迟时间 PTTN。 0039 在此测量模式中， 姿势感测单元11同时测量此时的生理信号测量模块1与受测者 的心脏间的高度差。
22、HN。 同样地， 姿势感测单元11依据生理信号测量模块1的位置来获得重 力 (G) 在 X 轴、 Y 轴、 与 Z 轴方向的分量， 以产生对应的位置信号， 即 XN、 YN、 及 ZN信号。处理 单元 12 根据 YN信号与 ZN信号来计算受测者此时下臂倾斜角度 N， 如式 (4) 0040 式 (4) 说 明 书 CN 101810470 B 6 4/5 页 7 0041 在获得下臂倾斜角度 N后， 处理单元 12 根据式 (4) 来计算生理信号测量模块 1 与受测者的心脏间的高度差 HN： 0042 HN L0-L1+L2sinN 式 (5) 0043 在处理单元 12 计算出在测量模式下。
23、生理信号测量模块 1 与受测者的心脏间的高 度差 HN后， 根据在初始参数设定模式下的高度差 H0( 读取自内存 13) 与在测量模式下的高 度差 HN， 则可以得到生理信号测量模块 1 在测量模式下与在初始参数设定模式下的高度差 H， 以作为高度变化参数。换句话说， 在初始参数设定模式下生理信号测量模块 1 的位置 视为参考位置， 而在测量模式下处理单元 12 则是依据 YN信号与 ZN信号来计算生理信号测 量模块 1 与参考位置的高度差 H( 高度变化参数 )。 0044 在获得高度变化参数 H 后， 处理单元 12 根据高度变化参数 H 来补偿与当前脉 波延迟时间 PTTN， 以获得补偿。
24、脉波延迟时间 PTTC， 如式 (6) ： 0045 式 (6) 0046 在获得补偿脉波延迟时间 PTTC后， 处理单元 12 自内存 13 读取在初始参数设定模 式下获得的关系常数 K， 且根据补偿脉波延迟时间 PTTC与关系常数 K 来计算血压信号的收 缩压值 SBPC， 如式 (7) ： 0047 SBPC KPTTC-1 式 (7) 0048 在获得收缩压值 SBPC后， 处理单元 12 自内存 13 读取初始舒张压参数 DBP0、 初始 收缩压参数SBP0、 及初始脉波延迟时间PTT0， 并根据缩压值SBPC、 初始舒张压参数DBP0、 初始 收缩压参数 SBP0、 初始脉波延迟时。
25、间 PTT0、 以及补偿脉波延迟时间 PTTC来计算该血压信号 中的舒张压值 SBPC， 如式 (8) 0049 0050 根据上述， 在测量模式下， 假使生理信号测量模块 1 的高度偏离参考位置的高度 时， 可通过姿势传感器 11 来计算此高度差 H( 高度变化参数 )， 并透过高度变化参数 H 来对当前脉波延迟时间 PTTN进行补偿， 以进一步精准地计算收缩压值与舒张压值， 避免因 受测者下臂位置的变换所导致的血压值误差。 0051 根据本发明的实施例， 在生理信号测量模块 1 每次进行测量模式前， 不需一定要 进行初始参数设定模式。当内存 13 已储存了上述初始参数后， 使用者可随时使用。
26、生理信号 测量模块 1 的测量模式来测量血压。可定时或在必要时再将外部装置 15 连接至生理信号 测量模块 1， 以进行初始参数设定模式。 0052 本发明的生理信号测量模块 1 可整合在个人数字助理、 移动电话、 数字相机、 全球 定位系统等移动式电子设备， 以方便使用者能随身携带， 以达到居家照护与实时自我生理 测量的目的。 0053 在本发明的实施例中， 姿势感测单元 11 可包括加速度计、 陀螺仪、 或磁力计。此 外， 生理信号测量模块 1 可包括显示单元 14， 其可接收来自内存 13 的初始参数初始舒张压 参数DBP0、 初始收缩压参数SBP0、 初始脉波延迟时间PTT0、 关系常。
27、数K、 以及/或高度差H0， 也 可接收由处理单元 12 所计算获得的高度变化参数 H、 补偿脉波延迟时间 PTTC、 收缩压值 SBPC、 以及 / 或舒张压值 SBPC， 并将接收的参数或信号透过显示面板 140 来显示给受测者。 说 明 书 CN 101810470 B 7 5/5 页 8 0054 在本发明的实施例中， 光传感器24可与感测电极21-23中的一个结合， 例如， 光传 感器 24 与感测电极 23 结合。在其它实施例中， 光传感器 24 接近于感测电极 23。 0055 图 4 是表示根据本发明实施例的生理信号测量流程图。参阅图 1 与 2 以及图 4， 首先， 以生理信。
28、号测量模块 11 的感测电极 21-23 与光传感器 24 来测量受测者的心电信号 ECGN与脉搏信号 PPGN( 步骤 S40)。接着， 处理单元 12 测量生理信号测量模块 1 与参考位置 之间的高度， 以产生高度变化参数 H( 步骤 S41)。处理单元 12 根据心电信号 ECGN与该脉 搏信号PPGN来计算当前脉波延迟时间PTTN(步骤S42)。 处理单元12根据高度变化参数H 来补偿当前脉波延迟时间 PTTN以获得补偿脉波延迟时间 PTTC， 如式 (6)( 步骤 S43)。由外 部装置 15 提供初始舒张压参数 DBP0与初始收缩压参数 SBP0， 且由内存 13 提供预先储存的 。
29、初始脉波延迟时间 PTT0与以及关系常数 K( 步骤 S44)。在此实施例中， 外部装置 15 测量初 始舒张压参数 DBP0初始收缩压参数 SBP0的操作， 以及初始脉波延迟时间 PTT0与以及关系 常数 K 的获得如前图 1 的实施例所述。处理单元 12 根据关系常数 K 与补偿脉波延迟时间 PTTC来计算血压信号的收缩压值 SBPC， 如式 (7)( 步骤 S45)。在获得收缩压值 SBPC之后， 处 理单元12根据收缩压值SBPC、 初始收缩压参数SBP0、 该初始舒张压参数DBP0、 初始脉波延迟 时间 PTT0、 与补偿脉波延迟时间 PTTC来计算血压信号的舒张压值 DBPC( 步。
30、骤 S46)。 0056 在本发明的实施例中， 步骤 S44 不限定在步骤 S43 之后， 其可在执行步骤 S45 之前 完成即可。 0057 虽然本发明已以较佳实施例揭露如上， 然其并非用以限制本发明， 任何熟悉此项 技术的人员， 在不脱离本发明的精神和范围内， 当可做更动与润饰， 因此本发明的保护范围 当视后附的权利要求书所界定的范围为准。 说 明 书 CN 101810470 B 8 1/4 页 9 说 明 书 附 图 CN 101810470 B 9 2/4 页 10 说 明 书 附 图 CN 101810470 B 10 3/4 页 11 说 明 书 附 图 CN 101810470 B 11 4/4 页 12 图 4 说 明 书 附 图 CN 101810470 B 12 。