TW200819112A - noninvasive method to evaluate the new normalized arterial stiffness - Google Patents

Description

200819112 九、發明說明： 【發明所屬之技術領域】 本發明係關於一種非侵入性血管材料硬度之檢測方法。一 種安全、快速運算且重複性高之非侵入性方法，動態 檢測人體動脈、内膜-中層厚度與硬度指標。 【先前技術】 目前最直接、最廣泛的動脈硬度指標為壓力脈波速度 (Pulsed wave Velocity，PWV )、增量硬度（incremental StlffneSS )與硬度沒（stiffness /5 )，當動脈整體順應性 (Compliance )減少時，pwv會增快、增量硬度與硬度冷都會 增高。 PWV的測量簡易、設備價廉，但是測量的假設條件很多， 而且無法針對特定的動脈進行硬化評估，增量硬度與硬度冷則 必須透過昂貴的非侵人儀器（如超音波系統）取得動脈形變， 該形變十分細微，因此量測技術的優劣成為關鍵。此外，有研 究者提出f用的增量硬度與硬度/3無法反應動脈材質的硬化。 利用連續動脈縱切影像裝置測量動脈受到血壓的形變，根 據Hooks Law間接推估血管硬度是最簡易的方式，但是還存 在許多不易解決的問題，首先是如何正確地追蹤血管的形變， 八人疋如何疋義有黏彈特性的動脈硬度，針對血管形變最廣泛 的測量方式是採用回波的相位追蹤（Phase Treking)，例如： 5 200819112

Hokes (Ultrasound Med & Biol. 1 9 8 5;11:51-59)的 RF

Cross Correlation，或是 Kanai et al· (IEEE Trans. On Ultrasonics, Ferroelectrics，And Frequency Control， 1 99 6 ; 43 : 79 1 _ 8 1 0) ， Hasegawa 與 Kanai ( IEEE

Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics， and

Frequency Control，2004;5 1 ( 1 ):93 - 1 08 )提出 cost function優化的相位追蹤，另外 Rabben et al.(UlUasound • Med· & Bi〇l· 2002; 28(4): 5 07-5 1 7)還特別考慮回波的 Doppler shift修正的相位追蹤，以增加此工具的精確性。另外 也有使用間易回波追3從（Echo Tracking )，例如s h au，Y. W (Ultrasound Med&Biol. 1 9 9 9 ; 2 5 (9): 1 3 7 7 - 8 8 )。對於 人體總頭動脈（CCA )等明顯不過的形變，經驗告訴我們，動 脈周遭受到包覆肌肉的束缚造成測量極大變異，為此，本發明 提出了 一種非侵入性血管材料硬度之檢測方法，其具有簡易、 _重複H同之4寸性，且為了搭配此檢測技術，本發明同時發展動 脈邊緣追5從技術。 叉限於測量技術，複雜的動脈硬度也僅 能以指標表現。對

匕疋將動脈在膨脹過程與放鬆過程過程都視為獨立的彈性材 料，它的翁學餞S Α Π B U _ 立的彈性材

拉伸實驗， 膨騰過程的上升曲線近似 exp函數，因此才定義 200819112 硬度沒，若是忽略這個現象則可採用更簡易的增量硬度，^

使用增量硬度或是硬度石都可 痒 B 一 十估血官硬度的趨勢’且由於 這兩個指標都沒對於血管厚度進扞 古— 仃払準化，所以不算是動脈的 真貫硬度，除非每個受測者的動脈 & 7予戾與官徑比例差異不 大時’才能正確反映出血管材f的機械特性。

整體動脈硬化的物理機制主要來自於動脈壁的增厚或是 材質的硬化，Taniwaki et al.( Athe_eie_is 咖ww)研究指出在糖尿病第二期的病人裡，股 動脈的血管硬度與内膜-中層厚度呈現正相關，van P寧lee. 2 0 0 1 ; 3 2 : 4 5 4 )從PWV間接測量動脈硬度與血 官的内膜-中層厚度（Inti跡Media几他⑸，請）有顯著相 關，scuteri(Cardiology，2004; 43(8) 1 3 88 1 395)從々η 名又測者的長期研究裡，利用超音波二維灰階影像 刀析右頭動脈的内膜-中層厚度與血管的形變，他們的研究顯 不如果有新陳代謝相關疾病，例如高血壓、肥胖等，其血管硬 度均有明顯增加的趨勢，Jan(Ultras()und in Med. & Biol.，

Vq1· 30’ Ν〇· 2, ρρ· 1 47-1 54, 2004 )利用 2-D的超音波測 里CCA的圓切面積，研究提出年齡與cca的硬度指標呈一階的 線性關係（R=〇76)，另從過去的研究經驗亦指出，Cca的硬 度指標會隨著年齡增加，若是具有新陳代謝方面或是心血管疾 病很明顯的動脈硬度與頸部IMT都明顯變大，Angelo Scuteri 200819112 (American College 〇f Cardiology V〇L 43? No. 8? 2 0 04 )測畺頸與股（carotid an(j fem〇rai )之間的 pwv與(2c；a 的IMT提到，在新卩東代謝異常的病患裡建議，IMT與硬度沒應 該視為兩個不同的獨立指標較為合適，另外，士 200 1;38:1181)經過長期的觀察高血壓的病 人的研究，提出主動脈的硬度對於冠狀動脈的疾病是一個獨立 的指標，雖然動脈硬度可以反應血管材質的順應性，但是對於 血官結構上的改變，特別是血管硬度與粥狀硬化的關係時，這 些疑問勢必藉由彈性力學來回答，因此整體動脈硬化是因為材 質本身硬化或是動脈壁增厚的原因，這是過去增量硬度或是硬 度/5都無法回答。 【發明内容】 有鑑於習知技術之缺失，本發明之目的係在提供一種非侵 入性血管材料硬度之檢測方法，以安全、可快速運算且重 複性高之非侵入性方法，動態檢測人體動脈血管硬度 與内膜-中層厚度。 本發明利用二維連續動脈縱切影像裝置（以二維超音波為 例）與連續動脈血壓訊號擷取裝置，透過快速的動脈影像邊緣 提取技術以及統計原理，取得活體動脈内膜_中層厚度與硬 度，其量測結果有很好的重複性，可以應用於心血管相關疾病 與新陳代謝異常之檢測與藥物療效的佐證，尤其本創作所提出 200819112 有動脈厚度修正之動脈硬度，可以更直接反應動脈管壁材質硬 化。 為達成上述目的，本發明提供一種非侵入性血管材料硬 度的檢測方法，其步驟包含：（a)測量手臂血管的收縮壓與舒 張壓替代人體總頸動脈（CCA)的血壓；（b)—動脈縱切影像 裝置及電腦分析平台，並以適當的接觸力測量人體總頸動脈， 或其它欲測量之動脈；（c)將血管的動脈直徑脈動之二維影像 顯示於螢幕，並調整動脈影像掃瞄方向提供動脈縱切面影像； ⑷確認動脈縱切面影像的正確性，確定超音波確實掃目苗到動 脈最大直徑的中心位置；⑷將數個心跳週期的動脈縱切影 像傳輸至—電腦平台；（f)㈣脈縱崎描影像的刻度轉換影 像像素的真實比例尺度；（g)根據動脈璧硬度變化梯度最大 處m始第-張影像之動脈⑽與外膜的邊緣門捏；⑻ 處理連續的動脈管徑資料，計算動脈内膜·中層厚度分佈圖 (IMT)，以及動脈管徑的時間變化曲線；及⑴以統計原理 估算最佳IMT與及計算動脈硬度的新參數。 在部分實施態樣中，本發明之非侵入性血管材料硬度之檢 測方法，其巾㈣（b)之動驗切影㈣置包含適當接觸力， 其中該接觸力應小於舒張壓。 在某些實施態樣中’本發明之非侵人性血f材料硬度之檢測 方法，其中步驟⑷之動脈縱切面必須包含動脈外膜(场加㈣ 200819112 與内膜·中層（Intima_Media；)。 本發明之非侵入性血管材料硬度之檢測方法，進一步包含 -動脈影像邊緣_方法，其中係㈣影像邊緣的快速相位追 蹤（faStphasetracking)技巧及回波追蹤（ech〇track_)修 正；其中，該動脈影像邊緣制方法係以影像梯度或強度資料 進行離散傅力葉轉換（DFT)，取數個低頻的相位角差，經由 快速相位追_助之下的回波追縱修正，提取動脈壁實際的位

移。 T 本發明之非侵入性血管材料硬度之檢測方法，其中進一步 包含動脈影像縱切面積的時間移動，並利用其面積變化來估算 動脈的形變。 本發明之非侵入性血管内膜_中層厚度定量方法採用大量 連績影像或資料進行統計評估，考慮整個心、跳週期之下的平均 厚度。 、本1日月之較佳實施態樣，其中動脈硬度（⑽心！ sUffness) 必須付合揚氏係數，包含_ΙΜτ替代整體動脈壁厚度計算該 動脈硬度。 本t明之非侵入性血管材料硬度之檢測方法，其中ΙΜτ 厚度又化可用於計#該層的材質硬度，包+刚了揚氏模量 (Y_g s Modulus )與切變模量（shear M〇dulus)。 【實施方式】 200819112 第圖係為本發明之非侵入性血管硬度檢測方法之示音 圖’其中由於無法測得人體總頸動脈（CCA )的血壓，量測手 臂血管的收縮壓與舒張壓替代6。 提供超音波探頭4(線性探頭為最佳）及電腦分析平台Μ ; 並以適當的接觸力（小於舒張壓）測量於人體總頸動脈（CCA) 2，或其它欲測量之動脈（建議動脈直徑大於0.2mm以上）。 將血笞的動脈直徑脈動二維影像（B_m〇de)顯示於螢幕，調 整超音波探頭掃瞄方向為動脈縱切面，縱切面長度可能會礙於 探頭的掃瞄範圍而異（長度至少lcm以上）。 確認動脈縱切面影像8的正確性，數公分長度的縱切面必 須包含上下邊緣的動脈内膜與外膜，以此確定超音波確實掃瞄 到動脈最大直徑的中心位置。 將數個心跳週期的動脈縱切影像8經介面丨2傳輪至電腦平 台16,影像幅速率（FrameRate)至少⑽以上，使用動脈硬 度分析軟體18，由超音波掃描影像的刻度轉換影像像素的真實 比例尺度’設定初㉟（第—張影像）動脈内膜與外膜的邊緣門 檻，處理連續的動脈管徑資料，計算動脈内膜_中層厚度分佈 圖Untima-medla thlckness; IMT)，以及動脈管徑的時間 變化曲線。 最後以統計原理估算最佳IMT與及計算動脈硬度的新 參數。 200819112 實施例一：動脈測量方法改進 通常測量血管脈動最常想到的方式是以時間軸為基準，根 據相同位置進行echo tracking的M-Mode，或者採用更複雜的 2-D景彡像進行動脈圓切斷面積的形變作為動脈硬度計算的依 據，很可惜地，他們都隨著動脈的位置差異頗大，為此我們採 用動脈的縱切面的動脈面積來做一些測量方法上的調整，測量 動脈縱切面。由於内膜_中層（Intima — media)必須在超音波垂 直入射的狀態才能夠清晰浮現，為了確認影像的縱切掃瞄面為 最大的動脈直徑之處，縱切面必須包含血管的内膜-中層 (inuma - media)才能保證掃瞄經過動脈中心，同時這是一個評 估影像擷取正確與否的重要依據’如第二圖A所示。 一般超音波探頭與掃瞄深度可以涵蓋血管的長度約數 cm’因此不同於Μ_Μ_或是2D的動脈斷面積的測量，動脈應 變解析度會隨著縱切長度而明顯增高。應變解析度的提高是完 全經由測量所獲得的資料如第二_所示。通常動脈運動的變 形僅有數個影像點（pixeIs)，為此得採用數值内插增加解析 度’如第二圖C所示，數值内插的形式’其實不會增加測量最 後的正確性。 透k動脈Y方向（縱軸）掃瞒回波強度（影像亮度）的 動脈壁局部梯度最大卢曰 下 又瑕大處取為起始值，沿著X軸（橫 快速邊緣追蹤（夂者t 平、七'罕由J進仃 /丨 考貫施例二之說明）並著色，同理將偵測韌 脈外膜的技術用於內胺扁、1 』竹俏劂動 Μ偵測，可以同時採甩面積方式定義 it 200819112 IMT與冑脈的應變⑽叫，如第三圖所示。 如第一圖所不，其中在某個t時刻，動脈縱切面的中心軸 長度Lc⑴，動脈縱切面積（不含下層内膜）蝴，動脈縱切面 積（含下層内膜）Ao⑴，動脈縱切最小面積（含下層内膜） Amin ° 口 此平均官牷 _· Di_r(t)= Ai(t) / Lc⑴ outer (t)=Ao(t) / Lc(t) 平均mT計算如下備⑴=m⑴；動脈的應 變計算如下：strain⑴=A。⑴/Amu 0 經過以上分析之後，可以輸出ΙΜΤ分佈圖，如第四圖 斤丁與動脈官徑隨時間變化圖，如第四圖β所示，做為動 脈健康與否的評估，尤其是ΙΜΤ與動脈硬度，其中，第四圖A 為1MT分佈圖，長條圖分佈越集中代表測量越正^第四圖$ 為：脈縱切面積與時間的關係圖，在沒有任何數值内插，亦 有高解析的波形曲線。 比較表 複性 正確性 動脈代表性

可增加解析度？ /3 200819112 實施例二：動脈内膜-中層厚度（IMT)計算方法改進 採用2D的動脈斷面積的測量解析㈣實較佳，甚至連驗 在舒張麼與I·其間的厚度變化都可測得，雖然贿隨時間 變化的波形不是很平滑，但是有明顯的負相關性（r=_G 〜在 收縮壓時，驗較薄，舒張屡時，賭較厚，如第五圖A所示，

k種IMT的變化是過去M〇ti〇n_M〇de的相位追縱⑽_ trackmg)無法辦到的，如第五圖B所示，其中第五圖a為數公分 CCA縱切面積運算解析 動脈管徑成反比，另第五圖B為在一維影像 解析，謝與血壓或是動脈管徑完全無法測 由圖可以明顯發現IMT與血壓或是

Motion-Mode 運算 量0 傳統IMT #算是採用動脈縱切面進行回波追縱（Ech〇 真king) $疋相位追縱（ph獄㈣來提取動脈内膜

=界’並進^計算厚度，回波追縱在動脈壁影像品質較差時， :有破點或斷點發生，導致追縱失敗，雖然採用相位追縱較少 ^生上述問題’但是相位追縱結果並不合理，為此，本發明採 用大里的回波追縱連續影像，獲得謝分佈，並由常態分佈的 條件來估算平始τλΛΤ - ’如此不但可避免特殊狀況之下的干擾、 J女呼吸、文測者晃動等因素，也會增加測量正確性。 其中相位追縱（ 的動脈壁運動偵

Phase Tracking)是最廣為使用 測技術。它運用在一維的 200819112

Motion-Mode影像是可行且穩定，但在二維的縱切影 像則完全不適當，它也常被誤用在IMT的測量。既然 縱切的動脈影像是由多個超音波探頭所測得的獨立 影像，相位追蹤是根據動脈壁的相似性質來推估動脈壁的可 能運動，如使用相似性的條件，就失去了每筆測量的獨立性。 本發明係改良傳統的相位追縱，讓其運算加速，稱為快速相位 追蹤（Fast Phase Tracking)作為初步的動脈壁運動粗估，然後在 經由回波追蹤（Ech0 Tracing)作為修正，因此該方法有傳統 相位追縱的敎性、以及改良後的快速度，同時具有測量的獨 立性等優點，如第六圖所示。其中第六圖A，制動脈邊緣回 波（Echo)梯度最大處，取得座標γ〇與回波強度b〇作為所有動脈 璧參考基$，第六圖B為快速相為追縱（FastphaseT⑽㈣， 從Υ〇取得L長度的資料進行DFT運算，其中僅取得低頻^ 2Hz)的相位差Δφ，進行初步動脈璧邊緣提取口 疋f)，另第六圖c為回波強度追蹤修訂（Ech〇 丁^咖吨 Correction)，從Yi附近搜尋相同的B〇的位置為動脈璧邊緣w。 實施例三：動脈硬度計算方法改進 既然有了物理模型，剩下來的工作就是如何定義動脈的應 力與應變’動脈應變的定義h = (D_D。）/D。，D。是動脈 在不又任何外壓的原始管徑’由於動脈為多層非等向材料， 本身P有内應力存在，況且活體實驗亦無法取得原始管徑，因

1S 200819112 此傳統應變最簡單的疋義ε = ( D — Dsys) /Dsys，Dsys即是收 縮期的動脈管徑。 在超音波的影像底下，動脈的包含内膜（intima and media) 與外膜（adventitia)與動脈外的肌肉與脂肪等，由於intima 只是很薄的一層細胞，超音波是無法偵測到，但是media含有 豐富的coUagen造成硬度較大，尤其是在總頸動脈的成像明 • 顯，至於外膜則是較鬆軟的組織，厚度約為爪以“的1/3〜1/2 左右，若是假設每一個人的都Dsys/t差距不大，常用的增量 硬度（Incremental stiffness)與硬度（stiffness 厶）表示如下： Incremental Stiffness = S sys 一 ε dia stiffness β = 4^^)一^(匕。) S sya - S dia PSyS與Pdia，分別是氣袋式血壓計測量動脈的收縮壓與舒張 廢。 ^ • ^ 脈的夕層材質造成内部應力分佈不均，動脈内側的血壓 與動脈外側組織的壓力很難在活體狀態且無干擾之下正確測 1： ’所以實際的動脈應力的线確實困難重重，若是把動脈簡 化成薄的均質材料，而且忽略動脈外側組織的影響，應力的定 義P就十分容易了，如此一來，理論上動脈的硬度的正確計 算如下： 200819112 ^sys ^ ^dia t

Dsys ^sys £dia ’ 很可惜地因為動脈外膜與周邊包覆組織難以在超音波影 像之下正確區別，因此雖有正確的物理理論，卻難以正確計 算，不過根據Fimg的體外生醫材料拉伸實驗裡證實，動脈 内膜的材貝硬度約為外膜的5〜丨〇倍，因此我們將動脈硬度 φ 计异方式進行合理的改良，經過改進的動脈硬度計算方式，更 能凸顯動脈材質的變化，除此之外也較符合材料力學理的薄管 硬度計算的理論。這値現象可以在我們的臨床測試中證實其重 要性。 ' μ ^ _ ^sys - Pdia Dsyjs Ssys-^dlQ IMT E Jn(Psys)-HPdia) DSys

β €sys ' ^dia IMT 第五圖A顯示由於測量技術的提升，可以發現在收縮壓時imt 鲁被壓縮。IMT被壓縮最大的時間比血壓最高時提前^發生， 這是由於血流沖刷血管壁的流體剪應力造成的結果。透過彈性 力學的理論，可以透過血壓、IMT形變與At計算IMT的楊氏 - 模量（Y〇img，s Modulus )與切變模量（处咖M〇dulus)。 實驗結果 1 ·採用動脈縱切面比斷切面有更高的測量重複性· 採用了 2-D的CCA斷切面與本文採用的縱切面的分析結 果相比較，在相近的時間，採用抑丨]!_111)15000的5〜i2mh°z 200819112 的線性探頭量測CCA的2 辦《μ二a 由门一… θ 2七斷切面與縱切面各十次，掃瞄深 度固疋在4.8cm，使用超音诚凡 友預5又的冰度補償設定，每次量測 均操取連續的9G fmeS經由網路下載為無壓縮的d咖格式進 ㈣端分：，每次測量完後，探頭必須離開皮膚表面，之後再 -人根據之别的大略位置進行下一 _ & :目旦 , 仃卜认測里，十次的結果，顯示採 用断切面的結果略高於縱切面 管 囬所^ #的血官硬度指標。不過縱 切面的分析結果較佳（CV= 1 〇〇/〇 ) ，5於後 〇； 至於傳統圓切斷面的分析 結果明顯較不穩定（CV = 19% )，▲ 曰^ ^ 19/。），因此，我們認為縱切面的測 置方式有較南的重複性。 2·是否不同的操作者會造成相異的分析結果： 徵求Η)位自願且無任何心血管疾病的受測者進行CM硬 ，檢測的重複性驗證，自願受測者兩次測量均間隔—週以上， 每次測量分析分別由2位操作者獨立蒐集資料，測量处果後的 統計發現’雖然不同的操作人員有會略微不同的結果，但是並 無統計上的差異（！><0·0_)，兩者之間的測量結果高度正相 關，選取6次結果計算intra reIiabimy的結果㈣〜22% 均為 12.8%。 ^

Member Mean Stiffness β K P "~ A 0.067 Mpa 0.955 -—--- ———. <0.0001 _ B ------ 0.074 Mpa ——-------- 為了減少測量上的誤差，最後我們針對DM第― (n= 8)與少部分CAD病患（n=7)進行CCA硬度指標檢測，另外 我們同時也針對無此疾病的正常受測者進行測量作為节研办 200819112 測量的項目除了 CCA的硬度指標之外，軟體同時 也什异母一位受測者的][mt。 3 · 6¾床測試 取樣 平均年齡39 正常受測者（Normal)年齡分佈（2〇〜73) ±14 (n=36) 〇

糖尿病患者（DM)年齡分佈（56〜82 ) (n=28) 〇 平均年齡62 ±8 心血官疾病患者（CAD)年齡分佈為56〜82，平均為64 5 + 9 (n=7) 〇 '、、、 · _ 結果 a·健康族群年齡與動脈硬度成正比，為中度相關μ)。 b. CAD(15.3±6.3MPa)比 N〇rmal(8.3±3.3MPa)族群的動脈硬 度高（P< 2xl0·6)。 c. CAD(0.93±0.28 mm)比 N〇rmal(〇.33±0.1 mm)族群的 IMT 大（P< lxl(T12) 〇 d. DM(15±5.9 MPa)比 Normal(8.3±3.3 MPa)族群的動脈硬度 高（P<3xl(T7)。 又 e. DM(0.52±0.18mm)比 N0rmal(〇.33±0.lmm)族群的 ΙΜτ 大 (Ρ< 9χ10·ν f·若是考慮傳統的動脈硬度stiffness/?，CAD與DM族群是分 不開的（P二0.9)，採用本專利提出的經過動脈壁標準化的動脈材 質硬度指標，DM(3.1±0.5)的材質硬化比CAD(L9±〇.25)來的嚴 重（Ρ=0·001) 〇 1¾ 200819112 【圖式簡單說明】 第一圖係本發明之非侵入性血管材料硬度之檢測方法之示意 圖。 第二圖A係本發明之CCA超音波原始圖。 ® 第二圖B係本發明之CCA縱切面積圖。 第二圖C係本發明之CCA縱切面積隨時間變化之波形圖。 第二圖係本發明之之CCA縱切面積圖應用於動脈内膜偵測。 第四圖A係本發明之IMT分佈圖。 第四圖B係本發明之動脈縱切面積與時間的關係圖。 第五圖A係本發明之CCA縱切面積運算解析圖。 弟五圖B係本發明之一維影像Motion-Mode運算解析。 第六圖A係利用動脈邊緣回波（Echo)梯度最大處，取得座標與 φ 回波強度。 第六圖B係快速相位追縱（Fast Phase Tracking)圖。 第六圖C係回波強度追蹤修正（Echo Tracking Correction)圖。 200819112 【主要元件符號說明】 2 人體總頸動脈（CCA) 4 動脈縱切影像裝置 6 血壓計氣袋 8 動脈連續影像組成器 10 具有輸出收縮壓與舒張壓之血壓計 1 2 影像傳輸介面 14 無線訊號傳輸輸入介面（藍芽或USB) 1 6 PC平台 18 動脈硬度分析軟體

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Claims (1)

1. 200819112 十、申請專利範圍： 1.-種非侵人性血管材料硬度之檢測方法，其步驟包含： ⑷測量手臂血管的1_與舒張塵替代人體總頸 動脈（CCA )的血壓； ⑻提供-連續動脈縱切影像裝置及電腦分析平 台，並以適當的接觸力測量人體總頸動脈，或其它欲測量之動 脈； ()將血|之一維景彡像顯示於螢幕，並調整掃瞄方向 為血管縱切面； (d) 確涊血官縱切面影像的正確性，確定連續動脈縱 切影像裝置確實掃瞄到動脈最大直徑的中心位置； (e) 將數個心跳週期的血管縱切影像傳輸至一電腦 平台； 泰 （f)由影像或資料的刻度轉換影像像素的真實比例 尺度； (g) 根據血管壁内硬度變化梯度最大處，設定初始 第一張影像之血管内膜與外膜的邊緣門檻； (h) 處理連續的血管管徑資料，計算血管内膜_中層 厚度分佈圖（intima_mediathickness;mT)，以及動脈管徑的 時間變化曲線；及 (i) 以統計原理估算最佳IMT與及計算血管硬度 21 200819112 的新參數。 二如申請專利範項所述之非侵入性血管材料硬度 之仏測方法’其中前述步驟⑻之適當接觸力小於舒張麗。 二如申請專利範圍第1項所述之非侵入性血管材料硬度 =檢測方法，其中前述步驟⑷之動脈縱切面必須包含動脈外 膜（AdVentltia)與内膜-中層（Intima-Media)。 鲁 ^4·如中請專利範圍第1項所述之非侵人性血管材料硬度 、、方去進步包含一動脈影像邊緣偵測方法，其中係採 用影像邊緣的快速相位追縱（Μ沖咖如出吨）技巧及回波 追縱（echo tracking)修正。 如中請專利範圍第4項所述之非侵人性血管材料硬度 之才双測方法’其中該動脈影像邊緣债測方法係以影像梯度或強 度貢料進行離散傅力葉轉換(DFT)，取數個低頻的相位角差， #經由快速相位追縱輔助之下的回波追縱修正，提取動脈壁實際 的位移。 6. 如申請專利範圍第1項所述之非侵人性血管材料硬度 之檢測方法’其中進-步包含利用動脈影像縱切面積的時間移 動，利用該面積變化來估算動脈的形變。 7. 如申請專利範圍第丨項所述之非侵入性血管材料硬度 之檢測方法，其中該動脈硬度（anedal爾卿）必須符合揚 氏係數’包含採用IMT替代整體動脈壁厚度計算該動脈硬度。 200819112 8.如申請專利範圍第1項所述之非侵入性血管材料硬度 之檢測方法，其中ΙΜΤ厚度變化可用於計算該層的材質硬度， 包含ΙΜΤ楊氏模量（Young’s Modulus)與切變模量（Shear Modulus)。 200819112 七、指定代表圖： (一） 本案指定代表圖為：第一圖。 (二) 本代表圖之元件符號簡單說明： 八、本案若有化學式時，請揭示最能顯示發明特徵的化學式： 2 人體總頸動脈（CCA) 4 動脈縱切影像裝置 6 血壓計氣袋 8 動脈連續影像組成器 10 具有輸出收縮壓與舒張壓之血壓計 1 2 影像傳輸介面 14 無線訊號傳輸輸入介面（藍芽或USB) 16 PC平台 18 動脈硬度分析軟體