兼具情緒壓力指數檢測與血壓檢測的量測裝置與方法與流程

本發明涉及一種量測裝置與方法，尤其一種兼具情緒壓力指數檢測與血壓檢測的量測裝置與方法。

背景技術：

現代人生活壓力過大，工作量不斷增加，加上如抽煙、飲食習慣不良等已知的心血管危險因子影響下，已逐漸對心血管健康造成危害。新聞中常見的過勞猝死，多半都是源自于過度壓力所引發的急性血管問題所致，因此“壓力管理(stressmanagement)”已成為現代人所重視的一個課題。長期壓力累積會使身體釋放過多的類固醇、腎上腺素，因而傷害自律神經系統(autonomicnervoussystem,ans)，使得系統中的交感神經及副交感神經失衡，而出現暈眩、胸悶、心悸、頭痛、煩躁、過度緊張焦慮等癥狀，醫學上稱為“自律神經失調”。

自律神經失調是用來形容難以用生理原因去解釋身體的癥狀，目前普遍名詞為“亞健康”。亞健康是指生理或心理是處于健康與疾病之間的模糊地帶，是一種動態變化，若不加以理會則可能會發展為疾病，若適時改善則可恢復到健康狀態。其實，探討根源都是與心理或生理壓力有直接的關聯性存在，美國心理學協會已指出壓力為健康的無聲殺手。

心率變異度(heartratevariability,hrv)量測方法的臨床應用開始于1965年，1996年由歐洲心臟學會及北美電生理學會正式公布“心率變異度的量測、生理意義及臨床應用”國際標準。hrv測量因具有非侵入性、快速方便等優點，為當前評估自律神經功能正常與否的常見方法。該量測方法也被廣泛應用在心理或生理壓力的評估，當長期處于高度壓力下會促使交感神經活性增加，副交感神經活性降低，生理上的反映為心跳加速、血壓增高等；從hrv的測量中會得知代表交感神經活性的低頻(lowfrequency,lf)能量會增加，代表副交感神經活性的高頻(highfrequency,hf)能量會減少，而代表自律神經平衡的lf/hf比值會增加。因此，lf/hf比值是目前被廣泛應用在評估壓力程度的一項參考指標，且許多臨床研究皆證實其可靠的實用性，然而采用心電圖信號進行頻譜統計公式計算出lf/hf比值需復雜運算與較高硬件成本等缺點。

此外，2012年hui-minwang等人發表于modellingandsimulationinengineering的論文“sdnn/rmssdasasurrogateforlf/hf:arevisedinvestigation”，在該論文指出利用心電圖信號進行統計公式計算出區間標準偏差(standarddeviationofnormaltonormalr-rintervals,sdnn)與區間均方根標準偏差(rootmeansquaredifferencesofsuccessiver-rintervals,rmssd)，兩者的比值sdnn/rmssd是約略相似于lf/hf比值，因此前者可做為簡易的自律神經功能平衡與否的依據。

然而，目前標準hrv儀器仍較局限于醫療院所來使用，一般人無法時常通過hrv測量來管理壓力狀態。電子血壓計是目前一般家庭較廣泛必備的醫療器材之一，但是習知電子血壓計的架構或微處理器的運算能力并無法實現需要復雜運算來計算的lf/hf比值。所以，習知電子血壓計無法計算代表自律神經平衡的lf/hf比值，以提供情緒壓力指數的檢測。

關于2009年kang-mingchang等人于journalofmedicalandbiologicalengineering,vol.29,pp.132-137所發表的論文“pulseratederivationanditscorrelationwithheartrate”中，證實pulserate是與heartrate有高度相關性。其它研究文獻也陸續證實通過動脈血壓波形的分析確實可做為評估自律神經功能的一種量測方式，這使得壓力程度的評估與管理更能趨于生活化的應用，發揮預防醫學的價值性。

因此，若能將血壓計所偵測到的手臂(手腕)脈波信號作一短時間抓取脈波率(pulserate)并進行分析，以量化出情緒壓力指標(psychologystressindex,psi)，勢必對一般民眾在壓力管理上更能有方便參考的依據，同時也能提升血壓計的附加價值。

技術實現要素：

本發明的目的之一在于將情緒壓力指標(psi)定義為sdnn/rmssd比值，以量化出情緒壓力程度，并藉由血壓量測裝置來實現情緒壓力指數的檢測，進而提出一種兼具情緒壓力指數檢測與血壓檢測的量測裝置與方法。

本發明的目的之一在于移除慢速泄氣閥，以簡化習知血壓量測裝置的組成架構，通過變速加壓控制以檢測情緒壓力指標與血壓值，進而提出一種兼具情緒壓力指數檢測與血壓檢測的量測裝置與方法。

為實現本發明的上述目的，本發明提供一種兼具情緒壓力指數檢測與血壓檢測的量測裝置，由一微處理器單元、一顯示輸出單元、一擊鍵單元、一加壓馬達單元、一壓力感測單元、一氣袋單元與一快速泄氣閥單元所組成，

所述微處理器單元根據所述擊鍵單元進入情緒壓力量測模式中，所述微處理器單元控制所述加壓馬達單元對所述氣袋單元變速加壓期間，所述微處理器單元量測所述壓力感測單元的一壓力信號，并在判斷所述壓力信號為一脈波信號時，所述微處理器單元控制所述加壓馬達單元停止加壓，且量測所述脈波信號以計算一情緒壓力指數，而由所述顯示輸出單元輸出所述情緒壓力指數。

進一步的，在所述情緒壓力量測模式的變速加壓期間，所述微處理器單元控制所述加壓馬達單元的一加壓速率以保持所述壓力信號的壓力值介于一高壓力閥值與一低壓力閥值之間。

進一步的，當所述壓力信號的壓力值超過所述高壓力閥值時，所述微處理器單元控制所述加壓馬達單元下調所述加壓速率，且當所述壓力信號的壓力值低過所述低壓力閥值時，所述微處理器單元控制所述加壓馬達單元上調所述加壓速率。

進一步的，所述高壓力閥值為6mmhg，所述低壓力閥值為2mmhg。

進一步的，所述微處理器單元是根據所述壓力信號的波峰特征、波谷特征或振幅大小或其組合，以判斷所述壓力信號是否為所述脈波信號。

進一步的，在停止加壓后，所述微處理器單元抓取一段時間內各脈波間距數據，以計算出區間標準偏差與區間均方根標準偏差，并計算出所述區間標準偏差與所述區間均方根標準偏差的比值，而所述比值為所述情緒壓力指數。

進一步的，所述微處理器單元根據所述擊鍵單元進入血壓量測模式中，所述微處理器單元控制所述加壓馬達單元對所述氣袋單元變速加壓期間，并通過所述壓力感測單元量測出一所述脈波信號的最大脈波振幅之后，持續加壓一直到所述脈波信號的脈波振幅低于一加壓結束振幅時，所述微處理器單元控制所述加壓馬達單元停止加壓，且根據所述脈波信號的振幅數組與對映的壓力數組獲得一量測結果，而由所述顯示輸出單元輸出所述量測結果。

進一步的，所述量測結果包括：收縮壓、舒張壓與心率。

進一步的，所述情緒壓力量測模式的變速加壓期間與所述血壓量測模式的變速加壓期間，所述微處理器單元控制所述加壓馬達單元以相同方式達到慢速線性加壓，但停止加壓的條件不同。

進一步的，所述微處理器單元控制所述快速泄氣閥單元釋放所述氣袋單元的壓力，且所述氣袋單元為一手臂套氣袋單元。

進一步的，所述微處理器單元包括一儲存單元，所述儲存單元儲存一程序指令集，且所述微處理器單元執行所述程序指令集以控制所述加壓馬達單元。

其次，本發明提供一種兼具情緒壓力指數檢測與血壓檢測的量測方法，使用于由一微處理器單元、一顯示輸出單元、一擊鍵單元、一加壓馬達單元、一壓力感測單元、一氣袋單元與一快速泄氣閥單元所組成的一量測裝置，所述方法包括：

根據所述擊鍵單元進入情緒壓力量測模式；

在所述加壓馬達單元對所述氣袋單元變速加壓期間，量測所述壓力感測單元的一壓力信號；

判斷所述壓力信號為一脈波信號時，控制所述加壓馬達單元對所述氣袋單元停止加壓；

量測所述脈波信號以計算一情緒壓力指數；以及

輸出所述情緒壓力指數于所述顯示輸出單元。

進一步的，包括：在所述情緒壓力量測模式的變速加壓期間，控制所述加壓馬達單元對所述氣袋單元加壓，使得所述壓力信號的壓力值保持介于一高壓力閥值與一低壓力閥值之間。

進一步的，包括：在停止加壓后，抓取一段時間內所述脈波信號的各脈波數據，以計算出區間標準偏差與區間均方根標準偏差，并計算出所述區間標準偏差與所述區間均方根標準偏差的比值，而所述比值為所述情緒壓力指數。

進一步的，還包括：

根據所述擊鍵單元進入血壓量測模式；

在所述加壓馬達單元對所述氣袋單元變速加壓期間，通過所述壓力感測單元量測出一脈波信號的最大脈波振幅；

在量測出所述脈波信號的最大脈波振幅之后，并持續加壓，當所述脈波信號的脈波振幅低于一加壓結束振幅時，控制所述加壓馬達單元停止加壓；

根據所述脈波信號的振幅數組與對映的壓力數組獲得一量測結果；以及

輸出所述量測結果于所述顯示輸出單元。

根據本發明所實施的量測裝置與方法，相對于頻譜指標lf/hf而言，可藉由統計指標sdnn/rmssd而不需復雜運算，而大幅降低硬件成本，使得血壓量測裝置的架構得以實現情緒壓力指數的檢測，而使一般家庭民眾都有能力來購買使用本發明的量測裝置。

附圖說明

圖1為本發明量測裝置的方塊圖；

圖2為本發明方法在情緒壓力量測模式中，量測情緒壓力指數的流程圖；

圖3為本發明方法在情緒壓力量測模式中，停止加壓后抓取一段時間內脈波信號的波形圖；

圖4為本發明方法在血壓量測模式中，量測血壓的流程圖；

圖5為本發明方法在血壓量測模式中，變速加壓期間脈波信號的波形圖；

圖6為本發明方法量測情緒壓力指數與傳統ecg所分析出的hrv所測量壓力狀態的關聯圖。

附圖標記說明：

10量測裝置

11微處理器單元

12顯示輸出單元

13擊鍵單元

14加壓馬達單元

15壓力感測單元

16氣袋單元

17快速泄氣閥單元

100量測情緒壓力指數的方法

200量測血壓的方法

具體實施方式

首先請參考圖1，其為本發明量測裝置的方塊圖。本發明量測裝置10主要包括：一微處理器單元11、一顯示輸出單元12、一擊鍵單元13、一加壓馬達單元14、一壓力感測單元15、一氣袋單元16、一快速泄氣閥單元17與一電源供應單元(圖1未示)，其中該電源供應單元提供量測裝置10的各組成單元所需電力，該氣袋單元16為一手臂套氣袋單元，而顯示輸出單元12為一液晶顯示(lcd)裝置。在本發明的一種實施例中，該擊鍵單元13包括一功能切換鍵，該功能切換鍵用以切換本發明量測裝置10進入一情緒壓力量測模式與一血壓量測模式，該微處理器單元11包括一儲存單元，該儲存單元儲存一程序指令集，且該微處理器單元執行該程序指令集分別在該情緒壓力量測模式中實現如圖2所示量測情緒壓力指數的方法以及在該血壓量測模式中實現如圖4所示量測血壓的方法。

在本發明量測裝置10中，該擊鍵單元13連接該微處理器單元11，該微處理器單元11根據擊鍵單元13的功能切換鍵進入情緒壓力量測模式中。在進入情緒壓力量測模式，該微處理器單元11控制該加壓馬達單元14通過壓力感測單元15對該氣袋單元16進行變速加壓，該微處理器單元11從壓力感測單元15接收一壓力信號以偵測壓力狀況。在控制該加壓馬達單元14的變速加壓期間，該微處理器單元11在判斷該壓力信號以尋找一合適的脈波信號，當找到合適的脈波信號后，該微處理器單元11控制該加壓馬達單元14停止加壓，以量測該脈波信號以抓取一段時間脈波間距數據，并計算出每一個脈波間隔時間，并通過該數據計算出區間標準偏差(sdnn)與區間均方根標準偏差(rmssd)，再計算求出sdnn/rmssd比值，即可計算出一情緒壓力指數(psi)，而由該顯示輸出單元12輸出該情緒壓力指數。在該顯示輸出單元12顯示該情緒壓力指數后，該微處理器單元11控制快速泄氣閥單元17以釋放該氣袋單元16的壓力。

在本發明量測裝置10中，該擊鍵單元13連接該微處理器單元11，該微處理器單元11根據擊鍵單元13的功能切換鍵進入血壓量測模式中。在進入血壓量測模式，該微處理器單元11控制該加壓馬達單元14通過壓力感測單元15對該氣袋單元16進行變速加壓，該微處理器單元11從壓力感測單元15接收一壓力信號以偵測壓力狀況。在控制該加壓馬達單元14的變速加壓期間，該微處理器單元11通過該壓力感測單元15量測出一脈波信號的振幅數組與對映的壓力數組，且在判斷出該脈波信號的最大脈波振幅之后，該微處理器單元11控制該加壓馬達單元14持續加壓一直到該脈波信號的脈波振幅低于一加壓結束振幅x時，該微處理器單元11才控制該加壓馬達單元14停止加壓。之后，該微處理器單元11根據該脈波信號的振幅數組與對映的壓力數組獲得收縮壓、舒張壓與心率等量測結果，而由該顯示輸出單元12輸出該量測結果。在該顯示輸出單元12顯示該量測結果后，該微處理器單元11控制快速泄氣閥單元17以釋放該氣袋單元16的壓力。

在本發明的一種實施例中，該情緒壓力量測模式的變速加壓期間與該血壓量測模式的變速加壓期間，該微處理器單元11控制該加壓馬達單元14以相同方式達到慢速線性加壓，但停止加壓的條件不同。在該情緒壓力量測模式中，該微處理器單元11在判斷該壓力感測單元15的壓力信號為一脈波信號時，該微處理器單元11即控制該加壓馬達單元14停止加壓，開始測量計算情緒壓力的脈波數據。在該血壓量測模式中，該微處理器單元11在測量出脈波信號的最大脈波振幅之后，仍持續加壓一直到該脈波信號的脈波振幅低于一加壓結束振幅x時，該微處理器單元11才控制該加壓馬達單元14停止加壓，并從變速加壓期間所測得脈波信號的振幅數組與對映的壓力數組，以獲得收縮壓、舒張壓與心率等量測結果。變速加壓期間，該微處理器單元11控制該加壓馬達單元14的變速加壓方式將在以下進一步描述說明。

請參考圖2，顯示本發明方法在情緒壓力量測模式中，量測情緒壓力指數的流程圖。根據本發明的一種實施例，該微處理器單元11執行儲存在儲存單元的程序指令集以實現本發明量測情緒壓力指數的方法100。在步驟101，該微處理器單元11根據擊鍵單元13的功能切換鍵進入情緒壓力(psi)量測模式。在步驟102，該微處理器單元11設定初始的調速值，并以該調速值調整加壓馬達單元14的初始速率，使加壓馬達單元14對該氣袋單元16進行加壓。在變速加壓期間，該微處理器單元11通過高、低壓力閥值來調整該調速值。例如：根據一高壓力閥值與一低壓力閥值，該微處理器單元能控制該加壓馬達單元的一加壓速率。步驟103，該微處理器單元11從壓力感測單元15接收一壓力信號以偵測壓力狀況。

步驟104，該微處理器單元11判斷該壓力信號是否為一脈波信號而非噪聲，若該壓力信號為一脈波信號，該微處理器單元11執行步驟109；若該壓力信號非為一脈波信號，該微處理器單元11執行步驟105。在本發明的一種實施例，在加壓馬達單元14對該氣袋單元16進行加壓期間，該微處理器單元11通過壓力感測單元15的壓力信號，計算出脈波信號的波峰與波谷資料。在本發明的一種實施例中，根據脈波信號的波峰與波谷資料，本發明有三項特征確認是脈波信號是心跳而非噪聲：特征1-波峰特征(抓八點取樣資料，當峰頂為最高值其于兩端點均為下降趨勢點)；特征2-波谷特征(抓八點取樣數據，當峰底為最低值其于兩端點均為上升趨勢點)；特征3-振幅大小(波峰與波谷差需大于一個心跳經驗值，該心跳經驗值為發明所屬領域具有通常知識者可由臨床所統計抓到的數據)。該微處理器單元11根據上述三項特征可判斷該壓力信號是否為一脈波信號而非噪聲。

步驟105至步驟108為情緒壓力(psi)量測模式中該微處理器單元11控制該加壓馬達單元14的變速加壓方式。步驟105，該微處理器單元11通過壓力感測單元15判斷加壓的壓力值是否低于一低壓力閥值，若壓力值低于一低壓力閥值時，該微處理器單元11執行步驟106，若壓力值高于一低壓力閥值時，該微處理器單元11執行步驟107。步驟106，該微處理器單元11上調該調速值以調整加壓馬達單元14，之后回到步驟103。步驟107，該微處理器單元11通過壓力感測單元15判斷加壓的壓力值是否高于一高壓力閥值(例如：該壓力信號的一壓力值超過該高壓力閥值)，若壓力值高于一高壓力閥值時，該微處理器單元11執行步驟108，若壓力值低于一高壓力閥值時，回到步驟103。步驟108，該微處理器單元11下調該調速值以調整加壓馬達單元14，之后回到步驟103。在本發明的一種實施例，低壓力閥值與高壓力閥值可分別設為2mmhg與6mmhg，此控制方式可達到慢速線性加壓需求，使得本發明量測裝置無需慢速泄氣閥，且本發明方法通過邊加壓邊偵測的技術，使psi量測無需心電圖所須的電路與降低心電圖復雜運算。

步驟109，在該微處理器單元11判斷該壓力信號為一脈波信號而非噪聲之后，該微處理器單元11控制該加壓馬達單元14停止加壓，并開始量測該脈波信號。量測該脈波信號的方式抓取一段時間該脈波信號的復數個波峰值p1、p2、…、pn，如圖3所示脈波信號的波形圖。步驟110，根據該脈波信號的復數個波峰值p1、p2、…、pn，該微處理器單元11可計算波峰區間時間序列{pp1,pp2,pp3,…,ppn}，其中pp1＝p2-p1,pp2＝p3-p2,…以及波峰區間(peaktopeakinterval)的平均值該微處理器單元11根據以下兩個式子可計算得到區間標準偏差(standarddeviationofnormaltonormalr-rintervals,sdnn)與區間均方根標準偏差(rootmeansquaredifferencesofsuccessiver-rintervals,rmssd)。

該微處理器單元11計算出sdnn與rmssd的比值，而該比值為該情緒壓力(psi)指數。

步驟111，該微處理器單元11將計算結果的psi指數顯示于顯示輸出單元12，并致使其功能運作以控制快速泄氣閥單元17以釋放該氣袋單元16的壓力。

請參考圖4，顯示本發明方法在血壓量測模式中，量測血壓的流程圖。根據本發明的一種實施例，該微處理器單元11執行儲存在儲存單元的程序指令集以實現本發明量測血壓的方法200。在步驟201，該微處理器單元11根據擊鍵單元13的功能切換鍵進入血壓量測模式。在步驟202，該微處理器單元11設定初始的調速值，并以該調速值調整加壓馬達單元14的初始速率，使加壓馬達單元14對該氣袋單元16進行加壓。在變速加壓期間，該微處理器單元11通過高、低壓力閥值來調整該調速值。步驟203，該微處理器單元11通過該壓力感測單元量測出一脈波信號，并記錄該脈波信號的振幅數組a(0),a(1),…與對映的壓力數組p(0),p(1),…，如圖5所示。

步驟204，該微處理器單元11判斷是否量測出該脈波信號的最大脈波振幅，若判斷已量測出該脈波信號的最大脈波振幅，該微處理器單元11執行步驟209，若判斷尚未量測出該脈波信號的最大脈波振幅，該微處理器單元11執行步驟205。在本發明的一種實施例中，若該微處理器單元11在該脈波信號的振幅數組a(0),a(1),…中發現最大值，則視為判斷已量測出該脈波信號的最大脈波振幅。

步驟205至步驟208為血壓量測模式中該微處理器單元11控制該加壓馬達單元14的變速加壓方式，此變速加壓方式是相同于情緒壓力(psi)量測模式中該微處理器單元11控制該加壓馬達單元14的變速加壓方式，如圖2所示步驟105至步驟108及其說明，可達到如圖5所示慢速線性加壓需求，使得本發明量測裝置無需慢速泄氣閥。

步驟209，該微處理器單元11測出該脈波信號的最大脈波振幅后，便計算一加壓結束振幅x。在本發明的一種實施例中，計算一加壓結束振幅x的公式為x＝s×(1-c)，其中s為找尋收縮壓的閥值，為發明所屬領域具有通常知識者可由臨床所統計抓到的數據，而c為小于1的定值。該加壓結束振幅x為了防止收縮壓的閥值誤判會再做一比該閥值s還要低的振幅x，以確保量測數據的正確性。在步驟209，計算一加壓結束振幅x的同時，該微處理器單元11仍控制該加壓馬達單元14持續慢速線性加壓需求，直到該脈波信號的脈波振幅小于該加壓結束振幅x后，該微處理器單元11才控制該加壓馬達單元14停止加壓，之后執行步驟210。

步驟210，該微處理器單元11根據在變速加壓期間所記錄記錄該脈波信號的振幅數組a(0),a(1),…與對映的壓力數組p(0),p(1),…通過如圖5所示的示波法進行血壓收縮壓、舒張壓與心率的計算而獲得量測結果，此步驟210為發明所屬技術領域具有通常知識者所能輕易完成。步驟211，該微處理器單元11將收縮壓、舒張壓與心率等量測結果顯示于顯示輸出單元12，并致能控制快速泄氣閥單元17以釋放該氣袋單元16的壓力。

請參考圖6，顯示本發明方法量測情緒壓力指數與傳統ecg所分析出的hrv所測量壓力狀態的關聯圖。圖6顯示的測量重點在于儀器之間的相關性驗證，以確保本發明利用血壓脈波所分析出的情緒壓力指標是能與傳統ecg所分析出的hrv測量能有高度關聯性。此采與醫院用寰碩ecg_hrv儀器同步進行關聯性分析，以40人的測量數據作為樣本，本發明與標準儀器的比對，此采用心電圖所量測的結果數據與本發明的情情緒壓力指數參數，在統計上具有顯著的中高相關程度，由此可得知本發明的情緒壓力指數與標準儀器情緒壓力指數，據有相關意義。

以上僅為本發明的優選實施例而已，并不用于限制本發明，對于本領域的技術人員來說，本發明可以有各種更改和變化。凡在本發明的精神和原則之內，所作的任何修改、等同替換、改進等，均應包含在本發明的保護范圍之內。