TWI323652B - - Google Patents

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I323652 六、發明說明： 【發明所屬之技術領域】 本發明係有關利用壓電感應器以量測手腕繞動 脈波型之非侵入性量測方法，尤其可同時適用於量測 心率變異，量測自律神經功能，個人身份辨識，呼吸 波型及咳嗽偵側’居家隔離，及醫院隔離之用途。 【先前技術】 心跳速度及血壓（收縮壓及舒張壓）為重要之人 體生理參數’一般係以習知腕式或臂式電子血壓計量 測獲得’由於操作簡便及價格合理，已成為居家必備 醫療器材之一，但另一重要生理參數，即血壓波型， 則仍未有準確度高，操作簡便之儀器系統可茲利用。 目前市面上之電子血壓計僅能量測並顯示收縮 壓（Systolic Blood Pressure，即血壓波上之最大值） 及舒張壓（Diastolic Blood Pressure，即血壓波上之最 小值）。 驾見之腕式電子血壓計，通常含有一個打氣的幫 浦，一個洩氣閥，一個氣壓計，一個導氣管，一個内 含氣袋的腕帶，一個電路模組，及一個外殼。在血壓 篁測過程中，幫浦及洩氣閥造成氣袋加壓及減壓，於 此同時手腕橈動脈之脈波透過氣袋及傳送至氣壓 計，電路上之軟硬體再將氣壓計之脈波訊號加以放 大，過濾及分析而計算出心跳速度（Heart Rate)，收 縮壓（Systolic Blood Pressure)及舒張壓（Diast〇iic

Blood Pressure) 〇 在生理學上除了心跳速率，收縮壓，及舒張壓 外，釦確的動脈血壓波型也是一個重要的生理參數， 其諸夕臨床應用容後再述。上述該現有血壓計量測技 術雖然可藉氣壓計記錄橈動脈之波型，但由於氣袋材 料特性及幾何形狀等因素，血壓波之原形無法完全傳 遞至氣袋之空氣中，再加上從氣袋經導氣管傳至氣壓 計之路徑中，血壓波之波型發生鈍化（Dampening)且 強度減弱，造成所測得之血壓波型失去敏感度 (Sensitivity)及準確度（Accuracy)。為測得較精確之橈 動脈波型，市面上之脈診儀採用一個約5 mm直徑之 圓型壓力感應器，測試時先將此圓型壓力感應器用膠 帶或橡皮筋固定於手腕橈動脈上方，再將其訊號導線 接於電路板或電腦，通常該圓型壓力感應器為電阻式 (Resistor-type)導電材料組成，與應力器⑼⑷打

Gauge)之原理類似，内含有放大電路，溫度效應補 償，及線性化處理等元件。當電阻材料受壓時，電阻， 電流，或電壓之改變量與壓力成比例，因此可藉此關 係記錄壓力。上述技術在理想狀況下確能測得橈動脈 波型之細節及原形，但其缺點為無法精確地控制圓型 壓力感應器固定於手腕表面之壓力。 經測試發現’圓型壓力感應器固定於手腕表面之 壓力對於量測企壓波型而言相當重要，若此壓力過輕 (例如上述習知技術僅以膠帶或橡皮筋固定）’則遇到 1323652 》年> 月^/日科:'三督 手腕肥厚，橈動脈深沉，或脈波細弱等狀況時，壓力 感應器便無法取得清晰之血壓波型訊號。若此壓力過 重，則橈動脈之血流受到嚴重阻曉，造成測得之血壓 波，失真。此外，由於手腕形狀大小及橈動脈位置深 沉等因素，該圓形壓力器必需由受過訓練之醫師或護 理人員以手指把脈後才能找到動脈正確位置，加以固 定。此種操作上之不方便’是脈診儀或其他類似器材 無法像電子A壓計一樣成為居家醫療器材之因素之 〇 其次，習知個人身份辨識技術已有多種，包括臉 部影像分析，音聲辨識，指紋辨識，血型分析，眼睛 部位分析，毛髮分析，筆跡分析，及更先進之DNA 細胞鑑定分析等。本發明人經由實驗發現人體内之動 脈血壓波型因每個人心臟形狀大小，心肌結構，及樹 狀動脈（Arterial Tree)組織結構等差異，具獨特單一 之特性，可作為個人身份辨識之特徵。動脈血壓波型 雖然有時因情緒及環境等因素（例如緊張或憤怒時心 跳加快，血壓升高）發生變化，但只要將血壓波型對 〜跳值及灰壓值加以標準化，則波型 之特徵便趨於穩定而成為個人化特徵。 目前量測心率變異（Heart Rate Variability， RV)及自律神經糸統功能（Aut〇n〇mic Nervous System ，ANS)之標準儀器，為心電圖機 (Electrocardiograph，ECG，或另稱 EKG)。所謂心 1323652 .率變異性係指心臟跳動的速率（即心率），除了靜態恆 定維持在每分鐘約60-90次外，其中還隱藏了 一些規 則或不規則的波動。以心電圖機量測心率及其變異性 時，先將電極片貼於患者手腳（及胸部），量測其連續 週期性之心電訊號，再將量得心電波動中之波-波間 距（如R-R間距，R峰為心電波中之最高峰）算出，以 ^ 此所得之波-波間距之數列便可進一步算出心率及心 ' 率變異性之各項參數值。例如，波-波間距之數列之 ® 平均值即為心跳週期（Period)，心跳週期之倒數即為 心率（Heart Rate，HR);波·波間距之數列之標準偏 差（Standard Deviation)即為心率變異性（Heart Rate Variability)，而波-波間距之數列資料亦可利用快速 符立爾轉換法（Fast Fourier Transform)轉換成頻 譜。藉由此種頻譜分析的協助，心率變異性中之總變 異度（Total Power)可區分為兩種成分，一般稱為高頻 （High Frequency，0.15-0.4 Hz，HF)成分和低頻（Low -， Frequency，0.04-0.15 Hz，LF)成分。De Boer 等人 (Hemodynamic Fluctuations and Baroreflex Sensitivity in Humans : A Beat-to-Beat Model.； American Journal of Physiology ; 253 : H680-H689 ; 1987)經由動物及人體實驗，證實心率變異性（Heart Rate Variability，即前述峰-舉間距之數列之標準偏 差）及其總變異度（Total Power)代表自律神經總活 性，低頻成份代表交感神經功能，高頻成份代表副交 1323652 感神經功能，而低頻成份與高頻成份之比值（LF/HF). 則反應了自律神經平衡度。由於自律神經掌控人體多 項自覺或不自覺之重要活動，例如：心跳、血壓、血 糖、睡眠、流汗及支氣管收張等，醫學上極需一個操 作簡便，價格低廉之自律神經功能監視器。目前醫學 界使用心電圖機來量測心率變異性及自律神經功 能，不僅操作繁雜（大型儀器，特殊軟體，舖貼多個 電極片，受測者行動受到限制等），且成本較高（初期 儀器及軟體費用，後續訓練及電極片費用）。 當一個人呼吸時，由於人體腦部呼吸中心 (Respiratory Center)的訊號溢傳（Spillover)至腦部血 管中心（Vasomotor Center)，此溢傳訊號透過自律神 經（交感神經（Sympathetic Nerve)及副交感神經 (Para-Sympathetic Nerve))之回饋（Reflex)機制，造成 心率及心臟收縮力隨著呼吸週期而有規律地增加與 減少，因此精確地記錄動脈血壓波型，並進一步計算 及分析心率變化，便可偵測出呼吸頻率及波型。此 外，動脈血壓的波峰（即對應於收縮壓之點）及波谷（即 對應於舒張壓之點）也會隨著呼吸週期而升降，也就 是醫學上所稱之動脈血壓呼吸波（Arterial Respiratory Waves)。此血壓呼吸波的來源除了上述 呼吸中心訊號溢傳之因素外，還包括另兩項生理機 構：（1)吸氣時，橫隔膜（Diaphragm)下降，呈現負壓， 胸腔内血管回流至心臟流量減少，造成心輸出 7 1323652 • (Cardiac Output)減少及血壓瞬間降低；（2)胸腔内血 管因橫隔膜上下移動而發生壓力變化，此變化經甴血 管壓力回饋機構（Baroreceptor Reflex)，造成動脈血 壓隨呼吸頻率而升降（上述生理現象及原理，請參閱 Textbook of Medical Physiology" > Authored by

Arthur C· Cuyton，Eighth Edition，W.B. Saunders Company，ISBN 0-7216-3087-1，1991，Chapter 13)。 由上可知，藉由精確記錄動脈血壓波型，可分析波峰 或波谷的升降，而獲得呼吸頻率及波型。 又，傳染病預防與醫療照護，可說是醫療體系中 極為重要的一環。以近年來肆虐亞洲的嚴重急性呼吸 症候群（Severe Acute Respiratory Syndr〇me，SARS) 為例，由於傳染途徑為人與人間透過空氣媒介感染， 因此將病人與他人隔離成為防疫之最有效策略。其他 傳染性疾病，不管是透過空氣（如肺結核）或血液及體 液（愛滋病AIDS等）傳染，如何減少病人（或可疑病人） 與醫護人員或家人近距離接觸，可說是當前醫療界重 深n剖析’在醫院隔離及監控方 =目旦前醫院的標準步驟為每日由醫護人員進入隔離 =里測體溫，^跳及血4數次（例如—日四次），並 3病如I無啤吸困難及咳漱等)，此種監控 :;s西濩人貝遭受感染的主要原因。因此，若 又隔離病患之生理訊號能夠自 增理Α ， 功田h離病房傳出至 4理站，則可減少醫護人 哪為木/原。在一般傳染 1323652 病中’主要發病症徵包括發燒，心悍，呼吸急促，咳 漱，打喷嗓，血壓異常等。若能結合本發明中之非侵 入式手橈動脈波型技術，習知體溫量測技術，及習知 無線或有線訊號傳輸技術，則只要受隔離病患攜帶本 發明之腕式生理監視器（容後詳述），便可將生理訊號 (包括體溫，心跳，血壓，呼吸波型，是否咳漱等）傳 出病房，而達到減少近距離接觸之目標。 在居家隔離監控方面’以近年各國SARS防疫經 驗而論’防疫的最大漏洞在於依規定需自行居家隔離 的民眾違規外出。居家隔離的另一技術需求為定期 (如母曰）獲取受隔離民眾的生理訊號，並隨時掌握整 體疫情發展。目前各國衛生機關的作法是派人至隔離 民眾家中查訪’然而此項措施不僅需要大量人力，且 谷易發生接觸感染。若能結合本發明的（1)非侵入式 腕式血壓波型量測技術，（2)個人身份辨識技術，（3) 呼吸波型技術’及（4)咳嗽偵測技術；及習知之（1)體 溫量測技術，（2)無線或有線傳輸技術，及（3)血壓量 測技術’便可以定期將受隔離民眾之生理訊號（如體 溫，心跳，血壓，是否咳嗽等）從家中傳至醫院或衛 生主管機關’且可防止該民眾違規外出（且無法以他 人替代等）’並進一步隨時統計發病人數及其地點， 因而掌控疫情。 如上所述’當人正常呼吸時，血壓波型呈現週期 性的上下移動。但是若該人突然咳漱或打噴嘴時，因 1323652 •橫隔膜及胸腔急劇震動，造成血壓波型迅速地不規則 變化’而當咳嗷或噴嚏停止時，血壓波型又恢復正常 狀態。若能藉由分析個人之血壓波型基準線 (Baseline)及突然變化（Abrupt Change)，應可以測知 受測者是否有咳嗽或打喷嚏之症狀。 中華民國第363404號專利揭示利用心率變異分 析心電轉換器（内含電極片）’量測病人心臟收縮時所 鲁 發出之電位訊號，再以符立爾轉換法（Fourier Transform)及頻譜分析計算出心律變異性，然而該發 明之目的在於提供一種新型的心率變異分析心電轉 換器’且其特徵在於新型軟硬體之設計及儀器系統。 中華民國第176323號專利揭示利用非侵入性自 律神經系統監測儀器系統量測服藥病人引發之自律 神經系統副作用及其監測人體老化程度或治療效果。 前述先前技藝中皆未曾揭示如本發明之非侵入 籲ϋ新型壓電感應器用於精確量測手腕棱動脈波型之 、儀器系統。前述先前技藝中亦未曾揭示或建議利用本 發明之非侵入性新型壓電感應器作為量測心率變 異，量測自律神經功能’個人身份辨識’呼吸波型及 咳们貞測，居家隔離，及醫院隔離之用途。 【發明内容】 ⑧ 10 1323652 測手腕橈動脈波型之量測方法。 本發明的另一目的為利用此非侵入 型技 ：來量測血壓中之平均麗，其可精確量 ： ::二用血壓波型—時間圖之積分及習知電子血壓計 之收鈿壓及舒張壓’可合併計算出平均血壓。 本：明的另一目的，即為利用此種非侵入，操作 格低，準確度高之手腕繞動脈波型量測儀器 糸、.先’來監測人體之心、律變異性及自律神經功能。 型之一目的為利用此非侵入式橈動脈波 1之里測儀杰系統，作為個人身份辨識之應用。 波型ί::之另一目的為利用此-非侵入式徺動脈 數之技術’來達到監測呼吸頻率及波型之生理參 本發明之另一目的為發展一套非侵入式，不需靠 控接觸，便能執行醫院傳染病患隔離與監 波型另一目的在於利用此非侵入式橈動脈 里μ儀态系統，達到監測咳嗽或打噴嚏之目標。 明之另一目的為發展-套非侵入式適用於 皿控居豕隔離民眾之儀器系統。 為達成本發明前述目的之技術手段，茲列舉實施 例，並配合圖式說明如後。 【實施方式】 1323652 本發明孓此種非侵入式確測量手腕橈動脈波型 量測方法，如第1圖所示，其包括： <a)量測手腕橈動脈之壓電感應器丨，其能連續記錄並 產生代表血麼脈波之電波； (b) 内含氣袋之腕帶2,係可配帶於手腕上，並施壓於 前述之壓電感應器1; (c) 含有可對前述氣袋充氣及洩氣之幫浦3，洩氣閥4 及導氣管5等組件； (d) 電路模組6,其含有中央計算器，記憶體，及連接 於氣袋導氣管之氣壓計7; (e) 載於電路模組之操作軟體8，其可控制氣袋氣壓， 找尋最適測試氣壓，在最適測試氣壓下量測橈動 脈波型，並將來自壓電感應器丨之電波加以過濾， 放大，及分析； (f) 電源91，及 (g) 具有外叙之儀益主機9，其將（c)至（f)之元件含納 其中。 根據本發明，其中之壓電感應器1可為，但不限 疋為 S 知之陶竟 Lead zirconate titanate (PZT)壓電 片’或高分子 polyvinylidene fluoride (PVDF)屋電 片’或應力型（Strain Gauge)壓電元件，或半導體型 (Semi-Conductor)矽壓電元件等；該感應器1可獨立 於腕帶或其他硬體，但透過連接器將電波訊號傳至電 路模組6。當測試時，先將該感應器1以膠布或彈性 又買 身丨卜 如鬆緊帶或橡皮圈等）固定於手腕之橈動脈上方 (如第2圖所示），再將帶有主機之腕帶套上手腕，而 腕帶内之氣袋正好壓住感應器。當氣袋接受幫浦£氣 加壓時’氣袋對感應器施加壓力，感應器再對橈動脈 如加壓力’而造成感應器所擷取之脈波訊號增強（請 參考圖 3a、3b、3c)。 本發明之技術重點之一在於利用幫浦逐步將氣 袋壓力由零增至一定壓（例如2〇〇 mmHg，第3a圖）， 在這充氣期間記錄感應器所操取之血壓脈波（第3 b 圖）’並計算各脈波之主波高（Primary Peak Height， 第3 c圖）。一般而言，該主波高在充氣期間先是由小 變大’再由大變小，當主波高呈現最大值時（一般介 於70-150 mmHg之間’第3b圖），當時之氣袋壓力 依本發明定義為最適測試氣壓（Optimal Testing Air Pressure)。在此狀態下感應器之血壓波型訊號最強， 也就是訊號-雜訊比（Signal-to-Noise Ratio)最高。當 氣袋氣壓低於此值時，因壓電感應器與橈動脈間壓力 傳遞不良，造成脈波訊號較弱；當氣袋氣壓高於此值 時，因腕帶，氣袋，及感應器對橈動脈施壓過度，減 低動脈流量，也造成脈波訊號減弱及變型。 本發明施行之另一重要步驟之一是在量測橈動 脈波型之初，先以上述充氣步驟測得最適測試氣壓， 再將氣袋充壓至此氣壓值（或其附近），然後才進行血 壓波型監測。若將上述充氣步驟改為先迅速充至一 13 1323652 定氣壓值（例如200 mmHg)， 低。在這洩氣期間依上述相同 找到最適測試氣塵。 前面所述之屢電感應器，其形狀及大小並益礙本 發明，施行。根據本發明’壓電感應器之感應主體可 為一圓型，方型為其他幾何圖形之薄片，盆厚产可從 (M mm至5嶋等範圍，其直徑或邊長可從至

1〇〇 mm等範圍。壓電感應器之較佳狀態為一圓形薄 片’其直把為2〜5. _，厚度為〇」至3 _，其電 波訊號為透過兩條正負導線傳至電路模組，其電^ (應力型（Strain Gauge)壓電元件或半導、體&型' (Semi-Conductor)矽壓電元件需要外加電源，但 或PVDF 片不需電源）由電關組之電池或 電源透過導線供應。 ^測試時，先以手指把脈找出橈動脈位置，再將

再逐步將氣袋壓力降 原理及步驟，一樣可以 壓電感應器固定於其上方。根據本發明第々圖所示， 壓電感應器1之另—較佳狀態為—長方形薄片， 度(沿手身方向)為1〜30顧，寬度(沿手寬方向、)為' :5〜60mm，其他連結或供電特性與上述無異。當測 试時’由於感應器涵蓋範圍夠大，不需先找出確切繞 動脈位置’只要將感應器在手腕棱動脈之大約位置固 定後即可進行測試β 根據本發明之第5圖所示，塵電感應器之另一較 佳狀態為將上述長方形薄片Θ置於腕帶2中，且其薄 片之面與腕帶内 5 層布料接觸。卷測3虱衣接觸，另一面則與腕帶之外 器主機9配帶時’只需將腕帶2及其連結之儀 扣4去丄 腕上方，即可進行測試。 根據本發明之坌 多個（至少兩個）壓電^所示，其壓電感應、器1可由 組，且内置於腕帶2:件11組成-個壓電感應模 中，其中每一元件為一長方形（或 h ^底為—軟性電路板（_ printed eireuit „步驟為將多個壓電元件u依手寬方向排 歹！ 口疋於軟性電路板上，元件與元件中間則有 -微小空隙((U〜lmm)’以避免鄰近電波干擾。 另在本發明之電路模組上，加裝多重訊號掃描器 (Muh卜Plexer)及相關_軟體。上述軟性電路板將來 自各感應元件之電波訊號以導線或連接器 (Connector)傳至多重訊號掃描器，其再連接於訊號過 濾及放大電路。當進行血壓脈波量測時，多重訊號掃 描器依次擷取感應器模組上各壓電元件之電波訊 號’並比較選出具最強電波訊號之壓電元件。相較於 其他元件，該元件之位置必定正好在橈動脈上方或其 附近，因此所獲得之訊號最強。 根據本發明，具最強訊號之該元件被選為量測元 件，而其他元件之訊號則不再利用，至於其他量測步 驟（如最適量測氣壓等）則與上述其他較佳狀態相 同。上述多重元件數目，至少兩個，而以三至五個為 15 1323652 宜’以涵蓋10〜25mm之手寬笳圚氐 f 1 .粑圍為目軚。相較於上 述…交佳狀態範例，此壓電感應模組因利用軟性兩 ，板作為基底’測試受壓時可較貼近手腕表面，而: 感應範圍大，可適合各種手型尺寸。 前述三個較佳狀態之壓電感應器，其優點為酿波 偵測範圍擴大，可省卻手指把脈找位置之步驟，並可 適應不同手型大小。此外’ 一般大眾可自行量測，不 鲁須由受過訓練之醫師或護理人員代為操作。 根據本發明，其中之腕帶可為習知用於腕式電子 血壓計之布料腕帶，其内裝有一個氣袋，氣袋之大小 則依一般手腕血壓量測規定（其沿手身方向之寬度約 在60〜90mm之間，其沿手寬方向之週長約在^〇二 150mm之間此塑膠（或橡膠）不透氣之氣袋通常有 二個氣嘴，其中一個接至電路模組之氣壓計，另一個 接至通於幫浦及洩氣閥之導氣管。當幫浦接受本發明 • 之程式軟體指令開始打氣時，洩氣閥暫時關閉，^袋 氣壓升高，其值由氣壓計加以監控；當洩氣閥接受指 令開始洩氣時，洩氣閥開啟，氣袋氣壓因此下降。為 了配帶方便，腕帶内通常另裝置一片U型或匚型之 塑膠片，此塑膠片之開口大小與手腕之厚度及寬度相 當，便於將腕帶及其上主機配帶於手腕上，此塑膠片 另含有突出扣片，暴露於腕帶布料之外，其作用為结 合本發明之主機結構之外殼，將主機固定於腕帶之 上。另根據本發明之前述第4圖及第5圖之較佳狀態 ⑶3652 忒明，可在氣袋上加製一個口袋，再將壓電感應元件 裝於其内，當氣袋充氣時，可準確地施壓於壓電感應 器；同樣地，此壓電感應器之口袋也可固定於腕帶之 内之其他位置，例如介於腕帶布料及氣袋之間，以利 加壓。 根據本發明’其中之幫浦與一般電子血壓計使用 之空氣幫浦相似，其接受直流電源推動葉片而旋轉打 氣。根據本發明，其中之洩氣閥可為相似於一般電子 血壓計使用之〇n-〇ff電磁閥開關，其接受程控指令 打開或關閉氣閥；又該茂氣閥可以是類比（Anal〇g)電 磁閥開關，其閥開大小依電壓或電流值決定，此種類 ，閥比起Ο η - 〇 ff開關（只能全開或全關），更能調控茂 乳速度。根據本發明，其中之電路模組之基底可為一 印刷電路板（Printed Circuit B〇ard)，其上植有中央計 算器（cpu)’記憶體（例如Flash或RAM等），氣壓計， 訊號過濾元件’訊號放大元件，嗡鳴器，真實時鐘 (Real-Time a〇ck)，及其他電子零組件等。為便於顯 示測試過程及結果，電路模組可含有一個液晶（lcd) 或發光二極體（LED)顯示器。此外，該電路模組也可 加裝一個多重訊號掃描器（Multi_piexer)，以符合前述 第6圖之較佳狀態之電路需求。 根據本發明，其中之電路模組載有一個操作 軟體，此軟體程式可依第7圖所示之操作流程圖驅動 相關硬體（如幫浦，茂氣閥，中央計 17 1323652 液晶顯示器，壓電感應器等）而達成以下目標：

(1) 控制氣袋之氣壓； T (2) 尋找最適測試氣壓； (3) 在最適測試氣壓下量測橈動脈波型； (4) 將量得之波型訊號過濾及放大； (5) 將量得之波型訊號進行分析與演算。 、根據本發明，其中之電源可由-般乾電池（拋棄 式）’鋰電池（可重複充電使用），鎳氫電池（可重複充 電使用）或其他類型電池提供。又本發明所需之電源 可由一般交流電源（如110V或22〇V等）提供。若使用 父流電源，則本發明之電路模組上可加裝一個交流轉 直流之變壓器（Transf0rmer)，以提供只接受直流之電 路元件所需之電源。 根據本發明，利用前述非侵入式脈波精確量測技 術，可依以下步驟量測血壓中之生理平均血壓 • (Physiological Mean Blood Pressure)： .⑷依f知電子血壓計震盈技術（Oscillometric

Method)測得收縮壓（SBP)及舒張壓（DBP); (b) 依本發明：!：測精確一個血壓波型，並以χ_ γ平面 作圖（第8圖）’其中γ軸為相對之電壓值V，X軸 為真實時間t ; (c) 將（b)甲之血壓波型之相對電壓平均值以 下列公式算出。 V(mean)= V—t積分值/(t2 — tl)............⑴ 1323652 其中V(mean)為相對電麼平均值，V_t積分值為v _t波型圖在tl(波型起始點）至t2(波型結束點）之範 圍内之積分值，t2 — 11為單一波型之時間間距，（d) 依下列公式算出生理平均血壓： PMBP= V(mean)*(SBP- DBP)/(VS- VD).......⑺ 其中PMBP為生理平均血壓，V(mean)為相對電壓平均 值，SBP為收縮塵，DBP為舒張壓，VS為血壓波型之 最大值（波峰），VD為血壓波型之最小值（波谷）。 為取得更具代表性及準確度之生理平均血壓，本 發明之較佳狀態之一為擷取一個以上之血壓波型，算 出每個血壓波型之生理平均血壓PMBP，再將此多個 PMBP取平均值，依下列公式： PMBP(mean)= SUM(PMBP)/N.......--(3) 其中PMBP(mean)為生理平均血壓PMBP之平均值， SUM(PMBP)為N個PMBP之總和，N為血壓波型之數 目。上述習知電子血壓震盪技術（Oscillometric

Method，參閱 US patent 4，860，760)，一般之作法 簡述如下： (a) 將氣袋氣壓迅速升壓至一定值（如200mmHg); (b) 在逐步缓慢洩氣中記錄氣壓計之血壓波型，並計 算波高（Peak Height)及作出波高-時間X-Y圖； (c) 在該圖上找出洩氣期間波高之最大值； 1323652 (d) 以此波高之最大值為基準，循x軸氣壓升高方向 找出對應於最大波高之50%時之氣壓，此為收縮 M (Systolic Pressure » SBP)； (e) 以此波高之最大值為基準，循χ軸氣壓降低方向 找出對應於最大波高之70%時之氣壓，此為舒張壓 (Diastolic Pressure，DBP); (f) 依臨床校正步驟將測得之收縮壓及舒張壓值加以 校正，以提高準確度。 參 由於本發明之儀器系統具有上述步驟所需之腕 帶，氣袋，氣壓計，中央運算器，幫浦，洩氣閥，及 操作軟體等，因此可依上述步驟先測得收縮壓及舒張 壓，再依本發明之企壓波型壓電感應器測得精確之血 壓波型，最後再依上述公式（1)至（3)算出醫學上極為 重要的生理平均血壓。 根據本發明，以非侵入式分式量測血壓脈波，並 '· 可依下列步驟量測心率變異及自律神經功能： .(a)在測試期内（如5分鐘或24小時）擷取受測者之連 續血壓波型； (b)選擇血壓波型中之一特 型參考點； 定點（如主波峰頂點）為波 (c)計算每一個波型參考點盥 加&讲丨4 + ，，.”5興下一個波型參考點之時 間間距（如主波峰-主波峰間距）； (d) 計算出測試期内時間間 (e) 將時間間距以快速符 距之平均值及標準偏差； 立爾轉換法（Fast Fourier 20 1323652

Transform)轉換成頻譜’並計算出高頻成份（Higll

Frequency Component，HF，0.15-0.4 Hz)，低頻成 份（Low Frequency，LF，0.04-0.15 Hz)，極低頻成 份（Very Low Frequency，VLF，0.0-0.04 Hz)，及 總變異度（Total Power); (f)將（d)中之時間間距平均值定義為心跳週期 (Period)，其倒數定義為心率（Heart Rate);將⑷ 中之時間間距之標準偏差（Standard Deviation)定 義為心率變異性（Heart Rate Variability，HRV);將· (f)中之心率變異性與（e)中之總變異度（Total Power)定義為代表自律神經總活性之指標；依（e) 中之參數計算出LF%( = LF/(LF + HF)*100o/〇)及 HF%(=HF/(LF + HF)*100%)，並定義 LF%為代表 交感神經活性之指標，HF%為代表副交感神經活 性之指標，另定義LF/HF為交感-副交感神經平衡 之指標。以上各項心率變異之分析方法（包括時間 傷 範圍（Time Domain)及頻率範圍（Frequency Domain))，其參數之定義，及其與自律神經功能之 關連性，請參考"Task Force of the European Society of Cardiology and the North American Society of Pacing and Electrophysiology. Heart rate variability: standards of measurement » physiological interpretation，and clinical use. Circulation. 1996; 93: 1043-1065." 1323652 一般正常人手橈動脈波型可分為1-波型（第9a 圖），2-波型（第9b圖），及3-波型（第9c圖）。根據本發 明，第9a至9c圖，及表1所示，利用前述非侵入性精 確血壓波型量測技術，又可依下列步驟鑑別受測者之 身份： (a) 擷取一定期（如50秒至丨分鐘）之受測者之連續血 壓波型； (b) 依第9a至9c圖所示找出每個血壓波型之起點（即 波合），終點（即下一個波型之起點），及各個波峰 點及波谷點； (c) 依第9a至9c圖所示計算每個血壓波型之波峰數， 時間’愿力，斜角，面積，及其標準化（N〇rmalized) 等特性參數值（參考表丨）； (d) 計算出這些參數值在測試期間内之平均值，並將 他們定義為該受測者血壓波型特徵基準線 (Characteristic Baseline) ⑷若下次身份不明之受測者之血遂波型#徵參數值 與（d)之特徵基準線具相當程度之相似性 (^imilarity)，則判定該名受測者與前述⑷〜⑷之 受測者為同一人，否則為不同人； (0若有-群人（例如兩人以上）先各測得血麼波型特 徵基準線，日後若其中一人以不明身份接受測 試，則可依該受測者之血虔波型特徵參數值愈該 群組之個別資料一一比對，並選相似性最高者， ⑧ 22 1323652 據以判斷此受測者即為該已知身份者；上述所謂 相當程度之相似性’可依實驗及鑑別需求加以規 範。 本發明之較it狀態之一是將血壓波型特徵之所 有參數值同等看待（equal weighting)，並且將每一來 數值之相似性定義為介於特徵基準線之正負百分比 定值内（如±20%)，而當這些參數中有超過一事先預定 之數目比例（如80%)滿足參數相似性時，則判定達到 總相似性標準，因此進一部判定兩組血壓波型資料來 自同一人，否則為不同人。上述參數相似性，可依需 求定為特徵基準線之±10%或更低值，以增加身份鑑 別嚴謹度，或定為±30%或更高值，以減少身份鑑別 嚴謹度；同樣地，滿足相似性之參數數目比例也可定 在90%或更高值，以增加鑑別嚴謹度，或定在7〇%或 更低值’以減少嚴謹度。 一本發明之另一較佳狀態之一是將第9a至9c圖所 不參數中之波峰數（一般為1〇至3〇)及標準化後 (N〇n^alized)之時間，壓力，斜角，及面積之特性參 數值定義為符合相似性之重點參數，而其他未經標準 2之時間’壓力’斜角，及面積參數則為非重點參數。 當滿足參數相似性（例如介於特徵基準線之±2〇%内） =非重點參數超過事先預定數目比例（如80%)時則判 疋兩組血壓波型資料來自同一人。當滿足參數相似性 之非重點參數低於事先預定數目比例，但滿足參數相 23 1323652 似性之重點參數超過事先預定數目比例（如時， 則仍然判定兩組血壓波型資料來自同一人，否則為不 同人。如前所述，動脈血壓波型有時會因情緒及生理 等因素（例如緊張，憤怒或發燒時心跳加快，血壓升 高）發生些微變化，但本發明人發現標準化後 (Normalized)之時間，壓力，斜角，及面積之特性參 數值則相當穩定而成為個人化特徵。同時比對未經標 準化及標準化後（N〇rmaiizecj)之特性參數值，可以提 高身份鑑定之準確度。 上述標準化（Normaiization)步驟可遵照一般習知 數學或統計學之標準化步驟，其目標為將一個具有物 理單位之參數值轉化為不具單位（Dimensi〇nless)之 參數值。如第8a至8c圖及表！所示，本發明之標準 化步驟較佳狀態之一係將每一時間參數值除以血壓 波型之週期（Pedod;即波·波間距）；每—壓力參數值 除以血壓波型之波峰高（參見第3c圖定義）；每一斜 角參數值之分母除以血壓波型之波峰高(參見第氕圖 定義）’而f分子除以血壓波型之週期（Period;即波-波門距），每面積參數值除以血壓波型之總面積。 由於又到人體自然老化及急慢性疾病等影響，每個人 之血壓波型會隨時間逐步變化，因此前述血壓波型特 徵基準線應定期量測更新⑽如每—年或兩年），以維 持身份鑑定之準轉度。 24 1323652 表1 血壓波型特性參數值定義 參數/ 參數定義 1 -波型（圖8a) 2-波型（圖8b) 3-波型（圖8c) 波峰數 1 2 3 主波峰點 B B B 主波谷點 A, C A, E A, G 次波峰點 無 D D, F 次波谷點 無 C C, E Tl=ab Tl=ab Tl=ab T2=ac T2=bc T2=bc T3=cd T3=cd 時間參數 T4=de T4=de T5=ef T6=fg NTl=ab/ac NTl=ab/ae NTl=ab/ag NT2=bc/ae NT2=bc/ag 標準化 NT3=cd/ae NT3=cd/ag 時間參數 NT4=de/ae NT4=de/ag NT5=ef/ag NT6-fg/ag Pl=Aa Pl=Aa Pl=Aa P2=Bb P2=Bb P2=Bb P3=Cc P3=Cc P3=Cc 壓力參數 P4=Dd P4=Dd P5=Ee P6=Ff 25 1323652 標準化 壓力參數 NPl=Aa/Bb NP2=Cc/BB NPl=Aa/Bb NP2=Cc/BB NP3=Dd/Bb NPl=Aa/Bb NP2=Cc/BB NP3=Dd/Bb NP4=Ee/Bb NP5=Ff/Bb 斜角參數 Dl=(Bb-Aa)/ab D2=(Bb-Cc)/bc D3=D1+D2 Dl=(Bb-Aa)/ab D2=(Bb~Cc)/bc D3=(Dd-Cc)/cd D4=(Dd~Ee)/de D5=D1+D2 D6=D3+D4 Dl=(Bb-Aa)/ab D2=(Bb-Cc)/bc D3=( Cc-Dd)/cd D4=(Dd~Ee)/de D5=(Ff-Ee)/ef D6=(Ff-Aa)/fg D7=D1+D2 D8=D3+D4 D9=D5+D6 標準化 斜角參數 NDl=((Bb-Aa)/Bb) /(ab/ac) ND2=((Bb~Cc)/Bb) /(bc/ac) ND3=ND1+ND2 NDl=((Bb-Aa)/Bb) /(ab/ae) ND2=((Bb-Cc)/Bb) /(bc/ae) ND3=((Dd-Cc)/Bb) /(cd/ae) ND4=((Dd-Ee)/Bb) /(de/ae) ND5 = ND1+ND2 ND6 = ND3+ND4 ND1= ((Bb-Aa)/Bb) /(ab/ag) ND2=((Bb-Cc)/Bb) /(bc/ag) ND3=((Cc-Dd)/Bb) /(cd/ag) ND4=((Dd~Ee) /Bb) /(de/ag) ND5=((Ef-Ee)/Bb) /(ef/ag) ND6=((Ef-Aa)/Bb) /(fg/ag) ND7 = ND1+ND2 ND8 = MD3+ND4 ND9 = MD5+ND6 1323652 面積參數 A1 = AabB A2 =BbcC A3 = A1+A2 A1 = AabB A2 =BbcC A3 = CcdD A4 = DdeF A5 = A1+A2 A6 = A3+A4 A7 = A5+A6 A1 = AabB A2 =BbcC A3 = CcdD A4 = DdeF A5 = EefF A6 = FfgG A7 = A1+A2 A8 = A3+A4 A8 = A5+A6 A9 = A7+A8+A9 標準化 面積參數 ΝΑΙ = Α1/Α3 NA2 = A2/A3 NA1 = A1/A7 NA2 = A2/A7 NA3 = A3/A7 NA4 = A4/A7 NA5 = A5/A7 NA6 = A6/A7 NA1 = A1/A10 NA2 = A2/A10 NA3 = A3/A10 NA4 = A4/A10 NA5 = A5/A10 NA6 = A6/A10 NA7 = NA1+NA2 NA8 = NA3+NA4 NA9 = NA5+NA6 註：（1)小寫a，b，c，d，e，f，g等為時間點，單位 為秒。 (2) 大寫A，B，C，D，E，F，G等為血壓波型曲 線上之點，座標單位為（壓力，秒）或（電壓， 秒）。 (3) 面積參數（如AabB)為四角落點及曲線形成之 積分面碁（亦可簡化定義為四角落點形成之 27 梯形面積）。 根據本發明，第〗〇圖，第Π圖，及第1 2圖所示， J用别述非侵入式精確血壓波型量測技術，可依下列 步驟量測呼吸波型及頻率： (a)在洌試期内（如】〜〗〇分鐘）連續擷取受測者之血壓 波型並作成X_Y®(第1 圖），其中X值為時間，γ 值為電壓或壓力； (b)找出每一波型之主波峰點之X值（即時間值）與γ值 (即電壓或壓力值）（參見第1〇b圖）； )字（b)之主波峰點之資料作成連續XY圖（第11圖）， 即為該受測者之呼吸波型； ⑷中每定期（如一分鐘）内之波型數目（如八個） 开出，即為呼吸頻率或呼吸數（如每一分鐘八次呼 基礎上,）步财m波峰料所有計算分析之 二二改以主波谷(即每一波型之起始點，也是最 可依㈣為基礎點，同樣也 依=步驟獲得呼吸波型及頻率（或呼吸數）。 此外，依第10b圖及第D同私一 之主波峰主纽士帛12圖所不’若將受測者 將盆倒- 巨（參考第10b圖）算出，並 當成Γ值間心率）當成w，另將相對應之時間 田成X值，而作出連續X τ 圖)即為受測者之呼吸波型：同圖二該^圖(第12 圖中每定期（如—分鐘）=地，將此呼吸波型 之波型數目（如八個）算出， 28 1323652 即為，吸頻率或吟吸數（如每一分鐘八次呼吸卜 根據本發明第圖所示，利用前述非侵 確血壓波型量測技術，可依 稽 嘴之症狀： ^或打噴 (a)連續#|取受測者之血壓波型； ㈨計算出受測者在初期内(如一分鐘)之血虔波型之 數值（即主波峰_主波蜂之時間間距，主波峰 偏ί =值、:及主？谷之壓力值)之平均值及標準 、將平均值定義為此三參數值之基準線； ⑷在測試期間隨時監控血壓波型之三個參數值，若 广個(含以上)偏離其基準線達標準偏差之事 2 =數(例如三旬以上，則該波型稱為可疑不 規則資料點； ⑷右此可疑不規則資料點之發生具-定頻率(例如每 四個波型期間發生一次），則予於忽視； ⑷若此可疑不規則資料點隨機發生（不具— 率），則定義該資料點為咳嗷或打噴嚏點； (f)將⑷之亥嗷或打喷嚏點定期統計，則可獲得咳嗷 或打噴嚏頻率（如每分鐘三次）。 上述事先預定之標準偏差倍數，可由人體實驗加 以驗證。例如，較輕較淺之咳漱，其血錢型偏離平 均值之程度較低，因}卜宜止a 、 — 事先預疋之標準偏差倍數可以 疋為3至4 »而較重勒：、忽^ i , 早乂垔#又冰之咳嗷或打噴嚏，則 4至0。又前述且—宏心砀 ' 疋頻率之可疑不規則資料點，常 29 1323652 疋由於心率不整（Cardiac Arrhythmias)造成，因此應 排除在外。 本發明進一步提供一種用於醫院隔離病患之新 型生理訊號監控儀器系統（如第14圖所示），其包括： (a) 前述本發明之非侵入式精確血壓波型量測技術及 其儀器系統； (b) 習知體溫量測技術’且將溫度感應器置於（a)之腕 ' 帶之上； (c) I知無線訊號傳輸技術’並將一組無線傳輸收發 模組置於（a)之主機内，另一組置於病房内負責接 收病患生理訊號之床邊分析器内； (d) 以前述（a)之儀器系統量測隔離病患之心跳，血壓 (收縮壓，舒張壓，生理平均血壓），呼吸波型及頻 率，並判疋病患是否有心悸，呼吸急促，咳漱或 打喷嚏； • (e)以前述（b)之溫度感應器量測病患之手腕體溫，並 - 判定病患是否發燒； (f)將⑷及⑷之生理訊號以⑷之無線傳輸模組由⑷ 之主機傳送至（c)之床邊分析器； ω床邊分析器再將病患生理訊號及其分析結果透過 區域性網路（Local Area Network，Lαν)或網際網 路（Internet)傳出病房。 上述習知體溫量測技術，可u # ro 里n议彳ττ』以使用一個小型熱電偶， 一-個電阻式電子元件，或一 Vm λ ι,ι.»,. 什^個紅外線光電元件。三者 1323652 皆為熱感元件，可將體溫轉換成電壓或電流訊號。為 了提高體溫量測準確度及減少達到溫度平衡所需的 時間，除了前述熱感元件後，可在腕帶上增加一小片 金屬，此金屬片外表面裸露於腕帶布料之外，配戴時 與手腕皮膚直接接觸，並負責導熱。此金屬片另與熱 感元件在腕帶内相連，而熱感元件再與本發明之電路 模組相連，如此形成一個完整的體溫量測系統。上述 無線傳輸技術，可使用一般商用之RF(Radic) Frequency)無線模組，其頻率範圍可以在常用之 Band(即[工業，科學，醫療]共用頻帶），其中最常用 之通訊協定為藍芽（Blue Tooth，2.4 GHz) Wi-Fi (含 IEEE 802.11b，802.1 1a ’ 及 802.1 ig，2·4〜5 6 GHz)， 及低頻ISM(433〜915MHz)。另外，美國食品藥物管 制局（FDA)也訂定一個醫療器材專用之WMTS頻道 (608〜1429 MHz)。通常RF無線模組以一對雙向互傳 方式操作。

以上述本心明之應用為例，其中一個無線收發模 組裝置於本發明之腕式主機内，另一個則安置於隔離 病房内之床邊分析器上。上述床邊分析器可以為一部 桌上型或攜帶型之電腦，或其他具運算，儲存，顯示， 及傳輸功能之儀器系統，而無線收發模組與床邊分析 态可透過標準介面（如rS_232(c〇m Port)，USB，IEEE Ϊ323652 1 3 9 4 4 )連結。前述病患之心跳若超過一般醫學定義 之正常心率（如每分鐘最高100次），則判定該病患有 心悸現象；前述咳嗽或打喷嚏之判斷已有說明，不再 重複。另可定義一個呼吸頻率上限（如每分鐘20次）， 當受測者之呼吸頻率超過此上限時，即判定為呼吸急 促； 此外’可另根據一般醫學規範，當病患體溫超過 3 8度c時，即判定為發燒。當病患之生理訊號傳達床 邊分析器後，可在其上經過儲存，分析，及顯示後， 再透過邊p元内之區域網路（L〇cai Area Network，LAN) 或網際網路（lnternet)傳出病房（例如傳至集中護理站 或醫院病患資料伺服器等）。 本發明進一步提供一種用於監控居家隔離民眾 之儀器系統（如第15圖所示），其包括： ()引it本發明之非侵入式精讀企壓波型量測技術及 其系統儀器系統； (b) 以（a)之儀器系統量測居家隔離民眾之心跳，血壓 (收縮壓’舒張壓’平均壓），血壓波型，呼吸波型 及頻率等生理訊號’並據此判斷該民眾是否有心 悍’劇烈血壓變化，呼吸急促，咳嗽或打噴嚏； (c) 以習知體溫量測技術量測該民眾之體溫，並據此 判斷是否有發燒症狀； 32 1323652 (d)以習知無線傳輸技術將（a)〜（c)之生 a 至擺置於家中之訊號接收分析器；胃sfl定期傳 ⑷訊=接收分析器將生理資訊儲存，分析 後定期以網際網路（Int⑽et)傳輸或電話數據 (:dem隐衛生機關(如衛“，衛生署，^院 (f)衛生機關定期收集，整理’ ϋ統計未發病 病’及已復原之隔離民眾人數。 χ 為防止違規外出，衛生機關可再任何時間利用網 =路或電話數據機下達測試指令給床邊分析器，而 床邊分_器再以無、線傳輸方式將 若該格離民眾此時在家，在IS 公$腕式生理監視态主機之通知聲響（透過其含 〜之嗍鳴态）之後便應配帶腕式生理監視器主機，進 該隔離民幕違規外出，衛生機關在下達抽 :7後疋期内(如十分鐘内)沒有收到生理訊號，應 據以判斷該民眾違規外出，而進一步進行管制措 也。若該隔離民眾違規外出，但由他人在家中代為測 則衛生機關藉由本發明提供之身份鑑別技術，可 以判斷並相-人之數據，而採取必要管制措施。 述訊號接收分析器可以是一部桌上型或手提電 =’或隨身數位輔助器（PDA) ’或具有傳輸，儲存， :析:及顯？力能之其他儀器。上述未發病，已發病， 已復原之定義，可由衛生主管機關依血壓變化，呼 33 ，頻率，咳嗽與打噴嚏，及體溫等上述生理參數之規 範加以控制。又有關體溫，血壓，無線傳輸及網路傳 輪等技術，前面已有詳盡說明，不再贅述。 下述η施怨樣僅係用於例示本發明，而非限定本 發明。 橈動脈波$丨眚剃太沐 使用的儀器系統範例由以下零組件構成（如第1 6 圖所示，各元件依標號）： (a)—個由應力器（Strain Gauge)組成之壓電感應器 la ’、主脱大小為5mm圓形薄片（3mm厚），内含 訊號過濾，放大，校正，溫度補償等電路。除圓 升>/感應器主體外，另有一導線連結至腕式生理監 視器主機（待描述）之電路模組。此導線之作用為提 供壓電感應器電源及傳送壓電訊號至電路模組。 .· (b)腕式生理監視器主機2a，其内含有打氣幫浦，洩 .. 氣閥，標準2A乾電池（兩個），RS232連接埠，氣 壓計，及含有中央處理器，記憶體，及訊號處理（過 慮’放大’校正）之電路模組。此主機另含有上蓋 及下蓋之外殼’該外殼含扣片及小口，其可固定 於手腕腕帶（待述）之上，上蓋並有可操作本儀器之 按鍵。 (c)腕帶3a，其内含有一個氣袋及一個us塑膠薄 片’此塑膠薄片具扣片及小孔，可與腕式主機之 34 1323652 下蓋結合。此腕帶之長度較一般手腕周長還長， 因此在環繞手腕一周後剩餘長度可以反折，以魔 鬼枯固定。 本儀益糸統之操作步驟’描述如下： (d) 以手指把脈於一個健康志願受測者之手腕（左右手 均可），並測得橈動脈之確切位置。 (e) 將（a)之圓形壓電感應器主體以膠布固定於繞動脈 上方。 (f) 將（b)之腕式主機以（c)之腕帶配帶於受測者之手 腕。 (g) 按（b)之儀器主機之”開始”鍵，啟動測試，此時操 控軟體下達指令給打氣幫浦’開始打氣（此時茂氣 閥關閉）’當氣袋被加壓至200 mmHg(氣壓計值） 時’操控軟體下達指令給洩氣閥進行緩慢洩氣。 於此同時’操控軟體及電路模組以每秒5〇〇資料 點之速度讀取及儲存氣壓計之壓力值及壓電感應 器之脈波訊號，操控軟體並計算洩氣期間（2〇〇降 至30 mmHg，約20秒鐘）之每一脈波之波高（即波 峰-波谷），並且決定最大波高發生時之氣壓值，此 氣壓值（93 mmHg)即為最適測試氣壓。 (h) 操控軟體再下達指令給打氣幫浦，將氣袋氣壓從 30 mmHg升至最適測試氣壓（93 mmHg)’之後操控 軟體及電路模組同樣以每秒5〇〇資料點速率讀取 壓電感應器之脈波訊號，共取樣5秒，並將該資 35 料及相對應之時間值（取自Real-Time Clock)儲存 於電路模組之記憶體内。 ⑴啟開一台個人電腦，並以其RS-232(COM Port)連 接線接於腕式主機之RS-232連接埠。個人電腦之 刼作軟體下達指令給腕式主機之電路模組及其操 作軟體’開始進行資料下載（Data Download)。 ⑴個人電腦操控程式將下載資料以X_Y方式作圖， 其中X軸為時間（單位為秒），γ軸為壓電感應器之 血壓值（單位為mmHg)，其結果如圖17所示。 橈動脈浊创景測方法於哇理 f均血愿量測之麻用 本範例使用之儀器軟硬體，操作部驟’及健康志 願受測者均類似實例丨，但壓電感應器由實例丨之 5-mm圓形主體改為一個由陶瓷ρζτ作成之5_爪爪長 (/口手長方向）X 2〇_mm寬（沿手寬）χ 2_mm厚之壓電 兀件，此外，腕式主機另增加一個LCD顯示器。依 照實例1之操作步驟獲得洩氣期間最大波高（當時氣 壓值為93 mmHg)，即實例！之步驟（幻後，再繼續操 作以下步驟： (a)腕式主機之操控分析軟體以最大波高發生點為基 準γ逆著洩壓方向（即往氣壓上升方向）找尋波高恰 好是最大波高之50%之血壓波型，該血壓波型發 生時之氣壓值（138 mmHg)即為收縮壓；操控分析 36 軟體另沿著浅氣方向（即氣麼下降方向）找尋波高 恰好是最大波高之70%之血壓波型，該血壓波型 發生打之氣壓值（83 mmHg)即為張壓。 ㈦另依據相關人體實驗得知，⑷之收㈣需向下修 正25 mmHg ’舒張壓需向下修正1〇mmHg，才能 成為正確之收縮壓（】13 mmHg)及舒張壓（73 mmHg)。 ⑷依’，本發明之詳細說明”中之公式⑴〜⑺，計算出 本範例測試5秒鐘内之，，生理平均血壓"之平均值（ 86 mmHg)。 ⑷腕式主機將生理平均血壓之平均值（86侧取）顯 示於LCD顯示器。 (e)另依據相關人體實驗得知，該健康志願受測者以 侵入式插管手動脈所測得之收縮壓，舒張壓，及 生理平均血壓分別為11〇, 68,及85 mmHg。結果 顯不標準侵入式插管手動脈測試法與本發明之非 侵入式橈動脈波型技術所測得之收縮壓，舒張 壓，及生理平均血壓具高度相似性。 UP :非侵脈波型量測方法^ 功能景沏丨夕應、用 本範例使用之儀器硬體與實例2類似，但共 有兩名健康志願受測者參加。此外，壓電感應器由實 例2之PZT壓電材料改為高分子pvDF材料，且其形 37 丄 片J為5 mm長（沿手長方向）X 20-mm寬（沿手寬方 =)X 〇.5mm厚。另外，此壓電感應器事先裝置於腕 ▼内"於氣袋上方及腕帶外布之間，其尾端連接器 (Tail Connector，由軟性電路板構成）經由腕帶内部及 其小開口，腕式主機外殼下蓋，最後連結於主機内之 電路模組。電路模組之訊號處理電路及LCD顯示器 與貫例2無異，配帶時，只要將腕式主機以腕帶固定 於手腕即可。操作時依照實例1之步驟獲取連續式血 壓波型後’再執行以下步驟： (a) 連續擷取受測者之血壓波型，共5分鐘。腕式主 機之操控分析軟體計算出測試期間内每一血壓波 型之波峰-波峰時間間距。 (b) 依文獻 Task Force of the European Society of Cardiology and the North American Society of Pacing and Electrophysiology. Heart rate variability: standards of measurement， physiological interpretation，and clinical use. Circulation. 1996; 93: 1043-1065.”所描述之方法 計算受測者之時間範圍（Time Domain)之心率變異 參數，即心跳週期，心率，心率變異性（HRV)。 (c) 依上述文獻計算受測者之頻率範圍（Frequency Domain)之心率變異參數，即總變異度（Total Power) ’高頻成份（HF)，低頻成份（LF)，及低頻成 份/高頻成份比值。

38 ί。了 r\ 1 丨 Elf ___ j 77 (d)依上述文獻將時間範圍之心率變異性與頻率範圍 之總變異度定義為自律神經活性指標；將頻率範 圍之向頻成份（HF)及高頻成份百分比（HF/(CHF + ?))x 100%)定義為副交感神經活性指標；將頻率 範圍之低頻成份（LF)及低頻成份百分比 X 100%)定義為交感神經活性指 標；將低頻成份/高頻成份比值（LF/HF)定義為交感 /副交感神經平衡指標。 (e)此外，受測者在上述血壓波型測試之同時，也接 受5分鐘標準心電圖機（ECG)測試（連接法為標準 之三電極法，LeadI，II，及爪，且以Leadn之 貝料為計算來源），並依上述文獻計算時間及頻率 範圍之各心率變異參數。 (0測試結果如表2。兩名健康志願受測者（代號A， B)之結果顯示標準心電圖機（ECG)測試法與本發 之非么"入式棱動脈波型技術所測得之心率變異 及自律神經活性指標結果具高度相似性。 39 1323652

^心率變異及自律神經活性指標測試結果 • Γ _____ 受測者代號 A 測試方法 hcg 本發明 ECG 木發明 測試姿勢 仰躺 仰 ’t、W /1 身尚 心跳週期（S) .^910 0.907 0.723 0.723 心率（次/min) s66 66 83 83 心率變異性(HRV) (ms);即標準偏差 45.1 46.0 57.1 55.4 總變異度 -— (Total Power) (ms*ms) 2037 2120 3265 3073 LF (ms*ms) ___420 426 413 418 LF% 63 61 32 31 HF (ms*ms) 275 894 943 ' HF% 38 39 68 69 LF/HF ___1.67 1.55 0.46 0.44 貫例4 :用_^受暖^身份辨識 本範例之儀H硬體與實例2類似，但M電感應器 改由以下之元件構成： (a)—個軟性電路版，作為壓電感應器之基底及基本 電路，其主體大小為6mm長（沿手長方向）x2〇mm 寬（沿手寬方向）X 0.5_厚；另其尾端連接器大小 ⑧ 40 1323652 為 6mm X 50mm x 〇.5mm。 ⑻三個陶曼PZT厂堅電元件’其中每個元件 長）χ4雌（寬）xImm厚，且沿手寬方向排列 、軟性電路版上，元件與元件之财 (可參考第5圖）。 之間距 該壓電感應器事先裝置於腕帶内’其步 3類似’另外，電路模峰了訊號處卵卩㈣，放大， 二,正)電路外，另增加一個多重訊號掃描写 (Multi-Plex外置於訊號處理電路之前。當料 二腕二主機之操控軟體驅動多重訊號掃描器依次操 i電感應益上之各個元件之電波訊號，並 個元件之血壓波型之波高（ :二 -步選擇具最大波高之壓電呆控軟體進 门心&冤疋件作為血壓波形資料 = 其广兩個元件則不再利用。之後操控 订找哥最適測試氣壓步驟’如實例i所示，在最適測 成氣壓下，進行十秒鐘之連續血壓波型測試。受測者 A，B ’及C各接受第一次測試（第17, 18, 19圖）， Γ第天測者之一以不明身份再接受第二次測試 :20圖)；測試結果之血壓波型及其參數值列於圖 17-20及表3。由圖18，20艿主， .al ⑽ 及表3可以發現，三個受 剩者之血壓波㈣性參數值均各不相同。再進一部八 該不明身份受測者具2_波血壓波型，顯然與受二 者C之3-波血壓波型極為不同（參考第19,2〇圖及表 皮型之所有41個特徵參數值（包^ 1323652 波峰數’時間，壓力’斜角，面積，及其標準化 (Normalized)特性參數值）同等看待（q ^ weighting)，並且將每一參數值之相似性定義為八 特徵基準線之±20%内，則該不明身份受測者妓、丨於 個參數值（93%)與受測者A滿足相似性，而:^ 38 :ί，(61%)與受測者B滿足相似性，因此進有25 Ν疋该不明身份受測者 匕進一步 設計吻合）。 …為党測者Α(其結果與實驗 ⑧ 42 表3 受測者血壓波型特性參數值 受測者/ 參數 A B C 不明身分 波峰數 2 2 3 2 主波峰點 B B B B 主波谷點 A，E A，E A，G A，E 次波峰點 D D D，F D 次波谷點 C C C，E C Tl=0.155 Tl=0.095 Tl=0.090 Tl=0.160 時間參數 T2=0.195 T2=0.230 T2=0.100 T2=0.165 T3=0.055 T3=0.060 T3=0.045 T3=0.055 (sec) T4=0.345 T4=0.360 T4=0.100 T5=0.085 T6=0.590 T4=0.385 NT1=0.21 ΝΤ1=0·15 NT1=0.09 NT1-0.21 標準化 NT2=0.26 NT2=0.35 NT2=0.10 NT2=0.22 NT3=0.07 NT3=0.09 NT3=0.04 NT3=0.07 時間參數 NT4=0.46 NT4=0.55 NT4=0.10 NT5=0.08 NT6=0.58 NT4=0.50 Pl=34.1 Pl=37.5 Pl=25.7 Pl=34.2 壓力參數 P2=37.3 P2=40.4 P2=29.6 P2=37.4 P3=35.1 P3=38.7 P3=28.4 P3=35.2 (mV) P4=35.2 P4=38.8 P4=28.5 P5=27.3 P6=27.8 P4=35.3 43 1323652

標準化 壓力參數 NP1=0.914 NP2=0.941 NP3=0.944 NP 卜 0.928 NP2=0.958 NP3=0.960 NP1=0.869 NP2=0.959 NP3=0.963 NP4=0.938 NP5=0.940 NP1=0.914 NP2=0.942 NP3=0.945 Dl=20.65 Dl=30.10 Dl:43.00 Dl=20.06 D2=11.28 D2=7.39 D2=12.00 D2=13.09 D3=1.82 D3=1.67 D3=2.44 D3=2.00 D4=3.19 D4=3.89 D4= 7.50 D4= 2.65 斜角參數 D5=31.93 D5=37.49 D5=0.82 D5=33.15 D6=5.01 D6=5.56 D6=3.68 D6=4.65 D7=55.00 D8=9.94 D9=4.50 ND 1=0.415 ND 卜 0.484 ND1=1.469 ND1=0.411 ND2=0.227 ND2=0.119 ND2=0.410 ND2=0.268 ND3=0.037 ND3=0.027 ND3=0.083 ND3=0.040 標準化 ND4= 0.064 ND4=0.063 ND4= 0.256 ND4= 0.054 々、隊么么各L ND5=0.642 ND5=0.603 ND5=0.028 ND5=0.679 斜角參数 ND6=0.101 ND6=0.090 ND6=0.126 ND6=0.094 ND7=1.879 ND8=0.339 ND9=0.154 面積參數 Al=5.53 A卜 3.70 A1 = 2.49 Al-5.72 A2= 7.06 A2=9.10 A2 = 2.90 A2= 5.99 A3= 1.10 A3= 1.162 A3 = 1.28 A3= 1.94 A4= 11.95 A4= 13.72 A4 = 2.81 A4= 13.40 A5= 12.59 A5= 12.80 A5 = 2.36 A5= 11.71 A6= 13.05 A6= 14.88 A6= 15.76 A6= 15.34 44 1323652 A7= 25.64 Α7= 27.68 Α7 = 5.39 Α8 = 4.09 Α9 = 18.12 Α10=27.60 Α7= 27.05 標準化 ΝΑ 1=0.216 ΝΑ1=0.134 ΝΑ1=0·090 ΝΑ1=0.211 面積參數 ΝΑ2=0.275 ΝΑ2=0.329 ΝΑ2=0.105 ΝΑ2=0.221 ΝΑ3=0·043 ΝΑ3=0.042 ΝΑ3=0.046 ΝΑ3=0.072 ΝΑ4=0.466 ΝΑ4=0.496 ΝΑ4=0.102 ΝΑ4=0.495 ΝΑ5=0.491 ΝΑ5=0.462 ΝΑ5=0.086 ΝΑ5=0.433 ΝΑ6=0.509 ΝΑ6=0.538 ΝΑ6=0.571 ΝΑ7=0.195 ΝΑ8=0.148 ΝΑ9=0.657 ΝΑ6=0.567 註：（1)小寫a，b，c，d，e，f，g等為時間點，單位 為秒。 (2) 大寫八，；8，（：，0，£，？，0等為血壓波型 曲線上之點，座標單位為（mV，秒）。 (3) 面積參數（如AabB)簡化定義為四角落點形成 之梯形面積。 45 【圖式簡單說明】 第1圖係本發明之系統方塊圖。 第2圖係本發明使用壓電感應之實施例圖。 第3a圖係本發明使用時氣袋氣壓與時間之關係 第3b圖係本發明使用時血壓波形訊號與氣壓關 係圖。 ⑧ 第 3c :圖係本發明使用時手聣橈動脈波型圖 〇 第 4 圖係本發明使用壓電感應之另一實 施例 圖< > 第 5 圖係本發明使用壓電感應之再一實 施例 圖。 第 6 圖係本發明使用壓電感應之又一實 施例 圖。 第 7 圖係本發明之操作軟體動作流程圖。 第 8 圖係本發明以血壓脈波量測平均血壓 之示 圖。 第 9a 圖係使用本發明測得之橈動脈波型一 示範 圖。 第 9b 圖係使用本發明測彳^動脈波型另 一示 範圖 〇 第 9c 圖係使用本發明測得之^㈣㈣ 一示 範圖 〇 第 10 1 圖係使用本發明—, 3 46 1323652 第11圖係使用本發明測得之呼吸波型示圖。 第12圖係使用本發明測得之另一呼吸波型示 圖 第13圖係使用本發明利用橈動脈波型偵測咳嗷 及打噴嚏示圖。 第14圖係本發明使用於醫院隔離病房生理訊號 之監控系統圖。 第15圖係本發明使用於居家隔離民眾生理訊號 之監控糸統圖。 第16圖係本發明之另—使用示圖。 第17圖係使用本發明測得之手聣橈動脈波型 圖。 第18a圖係使用本發明測得之第一手脱燒動脈 波型圖。 弟18b圖係使用本發明測媒 > 妨 4β州侍之第二手脘橈動脈 波型圖。 型圖 第19圖係使用本發明測得之第 手脘橈動脈波 型圖 第20圖係使用本發明測得之第四手脱橈動脈波 47 1323652 【主要元件符號說明】 1 ' 1 a :壓電感應 11 :壓電元件 2、 3a :腕帶 2a :監視器主機 3 ： 幫浦 4 ： 洩氣閥 5 ： 導氣管 6 ： 電路模組 7 ： 氣壓計 8 ： 操作軟體 91 :電源 9 ： 儀器主機 ⑧

Claims (1)

1. 七 、申清專利範圍： 種非&入性繞動脈波型· -腕帶，h人一 具有. ”内含有氣袋，係可两恶 卿 腕上，並對—厭+ 4 加了配T於人體手 壓電感應器施壓； =幫：，係可對前述之氣袋充氣； 一洩氣閥，係連設於氣袋之一端； 一導氣管’係連接至氣袋； 一電路模組，台令右中血Μ * + _ ^ 有中央计鼻器，記憶體， 其内S又有操作軟體； 一氣壓計，係連接於氣袋之導氣管； 一電源；以及 用以將4述幫浦和電路模組含納其中之儀 器主機機體； ~ 其中，可被所述腕帶内之氣袋施壓的所述壓 電感應器係用以感應並量測手腕橈動脈，而能連 續S己錄並產生代表橈動脈波之電波波型者； 而其虿測血壓中之生理平均金壓 (Physiological Mean Blood Pressure)之步驟包括： 以電子血壓計震盪技術（〇sciu〇metric Method)測得收縮壓（SBP)及舒張壓（DBP); 量測血壓波型，並以X-Y平面作圖，其中γ 軸為相對之電壓值V，X軸為真實時間t ; 將上述測得之血壓波型之相對電壓平均值 V(mean)以下列公式算出： 49 1323652 V(mean) = V — t 積分值/(t2 — tl).....-.....(1) 其中V(mean)為相對電壓平均值，V-t積分值 為V-t波型圖在tl (波型起始點）至t2(波型結束點） 之範圍内之積分值，t2-tl為單一波型之時間間 距，依下列公式算出生理平均血壓： PMBP= V(mean)*(SBP- DBP)/(VS- VD).......(2) 其中PMBP為生理平均血壓，V(mean)為相對 電壓平均值，SBP為收縮壓，DBP為舒張壓，VS 為血壓波型之最大值（波峰），VD為血壓波型之 最小值（波谷）；以及 依下列公式算出每個血壓波型之生理平均血 壓PMBP，再將此多個PMBP取平均值： PMBP(mean)- SUM(PMBP)/N----.....(3) 其中PMBP(mean)為生理平均血壓PMBP之 平均值，SUM (PMBP)為N個PMBP之總和，N 為血壓波型之數目。 2. —種非侵入性橈動脈波型量測方法，具有： 一腕帶，其内含有氣袋，係可配帶於人體手 腕上，並對一壓電感應器施壓； 一幫浦，係可對前述之氣袋充氣； 一洩氣閥，係連設於氣袋之一端； 一導氣管，係連接至氣袋； 一電路模組，包含有中央計算器，記憶體， 其内設有操作軟體；

   50 1323652 氣壓计，係連接於氣袋之導氣管，· 一電源；以及 时—肖以將前述f浦和電路模組含納其中之儀 器主機機體； 其中，可被所述腕帶内之氣袋施壓的所述壓 電感應器係用以感應並量測手腕繞動脈，而能連 ’只。己錄並產生代表橈動脈波之電波波型者； 而其鑑別受測者身份之步驟包括. 續血期(如㈣至1分鐘)之受測者之連 找出每個血壓波型之起點（即波谷），終點 下一個波型之起點），及各個波擊點及波谷點； 計算每個血壓波型之波峰數，時間，壓力 斜角’面積，及其標準化（Normal)等特性參數 值； 、計算出這些參數值在測試期間内之平均值， 並將他們定義為該受測者血壓波型特徵基準線 (Characteristic Baseline)； 以受測者之血壓波型肖徵參數值與前述 徵基準線相比對’若有相當程度相似性 (Similarity)，則判定該名受測者為同—人， 為不同人； ’貝U 若有一群人（例如兩人以上）先各· 型特徵基準線，日後若其中—人以不明身份接^ 51 1323652 測試’則可依該受測者之血壓波型特徵參數值盘 該群組之個別資料一一比對，並選相似性最高 者’據以判斷此受測者即為該已知身份者；上述 所謂相當程度之相似性’可依實驗及鑑別需求加 以規範。 3. 如申請專利範圍帛2 g之非侵入性橈動脈波型 量測方法，其鑑別受測者身份之步驟，係先將參 數中之波峰數（一般為丨.〇至3.0)及標準化後 (N〇rmalized)之時間，壓力，斜角，及面積之特性 參數值疋義為符合相似性之重點參數。 4. 一種非侵入性橈動脈波型量測方法，具有： 一腕帶，其内含有氣袋，係可配帶於人體手 腕上，並對一壓電感應器施壓； 一幫浦，係可對前述之氣袋充氣； 一攻氣閥’係連設於氣袋之一端； 一導氣管，係連接至氣袋； 一電路模組，包含有中央計算器，記憶體， 其内設有操作軟體； 一氣壓計，係連接於氣袋之導氣管； 一電源；以及 用以將前述幫浦和電路模組含納其中之儀 器主機機體； 中，可被所述腕帶内之氣袋施壓的所述壓 電感應器係用以感應並量測手腕繞動脈，而能連 52 1323652 續記錄並產生代表橈動脈波之電波波型者； 其量測呼吸波型及頻率之步驟包括： 在測試期内（如1〜10分鐘）連續擷取受測者 之血壓波型並作成χ_Υ圖，其中χ值為時間，γ 值為電壓或壓力； 找出每一波型之主波峰點之χ值（即時間值） 與Υ值（即電壓或壓力值）； 作成連續ΧΥ圖，做為該受測者之呼吸波型； 以及 將每定期（如-分鐘）内之波型數目（如八個） 具出，為呼吸頻率或呼吸數（如每一 吸)。 _人卞 5_ —種非侵入性橈動脈波型量測方法，具有： -腕帶，其内含有氣袋，係可配帶於人體手 腕上，並對一壓電感應器施壓； 一幫浦，係可對前述之氣袋充氣； —洩氣閥’係連設於氣袋之一端； 一導氣管，係連接至氣袋； 一電路模組，包含有中麥呼筲。。 ^ ± ^ ^ . , r兴汁异裔’記憶體， 〃内a又有操作軟體； 一氣壓計，係連接於氣袋之導氣管； —電源；以及 :用以將前述幫浦和電路模 态主機機體； 53 1323652 其中，可被所述腕帶内之氣袋施壓的所述壓 電感應器係用以感應並量測手腕橈動脈，而能連 績記錄並產生代表橈動脈波之電波波型者； 其監測咳嗷或打噴嚏之症狀的步驟包括： 連續擷取受測者之血摩波型； 計算出受測者在初期内（如一分鐘）之血壓波 塑之三個參數值（即主波峰-主波峰之時間間距， 主波峰值之壓力值，及主波谷之壓力值）之平均值 及標準偏差，並將平均值定義為此三參數值之基 準線； 在測試期間隨時監控血壓波型之三個參數 值，若其中一個（含以上）偏離其基準線達標準偏 差之事先預定倍數（例如三倍）以上，則該波型稱 為可疑不規則資料點； 〜以不規則資料點隨機發生（不具一定頻率）， 疋義該資料點為咳嗷或打噴嚏點；以及 統叶，可獲得咳嗷或打噴嚏頻率（如每分鐘三 次）。 6.二種用於醫院隔離病患之生理訊號監控方法 括· 使用一種非侵入式橈動脈波型量測系統； •體溫量測技術’且將溫度感應器置於腕帶之 Jl., 將一組無線傳輸收發模組置於主機内，另一 54 組置於病房内負責接收病患生理訊號之床邊分 器内； 以七述之糸統里測隔離病患之心跳’血壓（收 縮壓，舒張壓，生理平均血壓），呼吸波型及頻率， 並判定病患是否有心悸，呼吸急促，咳嗽戈打 嚏； ' 以前述溫度感應器量測病患之手腕體溫，並 判定病患是否發燒； 將上述之生理訊號以無線傳輸模組由主機傳 送至床邊分析器；以及 以床邊分析器將病患生理訊號及其分析結果 透過區域J·生網路（L〇cai Area Network，LAN)或網 際網路（Internet)傳出病房； 所述非侵入性橈動脈波型量測系統包括： 腕▼其内含有氣袋，係可配帶於人體手 腕上，並對一壓電感應器施壓； 一幫浦，係可對前述之氣袋充氣； 一洩氣閥，係連設於氣袋之一端； 一導氣管，係連接至氣袋； 一電路模組，包含右巾 ^ ^ 3有中央计异器，記憶體， 其内設有操作軟體，· 氣聖°十，係連接於氣袋之導氣管； 一電源；以及 一用以將前述幫浦和電路模組含納其中之儀 55 器主機機體； 其中’可被所述腕帶内之氣袋施壓的所述壓 電感應器係用以感應並量測手腕橈動脈，而能連 續記錄並產生代表橈動脈波之電波波型者。 7. 如申請專利範圍第6項之用於醫院隔離病患之生 理訊號監控方法，其中體溫量測技術，可以使用 —個小型熱電偶’一個電阻式電子元件，或一個 紅外線光電元件，三者皆為熱感元件，可將體溫 轉換成電壓或電流訊號。 8. 如申請專利範圍第6項之用於醫院隔離病患之生 理訊號監控方法，其中無線傳輸技術，可使用一 般商用之RF(Radi〇 FreqUency)無線模組，其頻率 範圍可以在常用之ISM Band (即[工業，科學，醫 療]共用頻帶）。 9. 一種用於監控居家隔離民眾之方法，包括： 使用一種非侵入式橈動脈波型量測系統； β以刖述儀器系統量測居家隔離民眾之心跳， 血壓（收縮壓，舒張壓，平均壓），金壓波型，呼 吸波5L及頻率等生理訊號，並據此判斷該民眾是 否有〜悸，劇烈血壓變化，呼吸急促，咳嗽或打 喷嚏； 以習知體溫量測技術量測該民眾之體溫， 據此判斷是否有發燒症狀； 以驾知無線傳輸技術將之生理資訊定期傳裘 56 1323652 擺置於家中之訊號接收分析器； 以訊號接收分析器將生理資訊儲存，分析（或 顯示）後定期以網際網路（Internet)傳輸或電話數 據機（Modem)傳至衛生機關；以及 定期收集’整理，並統計未發病，已發病， 及已復原之隔離民眾人數； 所述非侵入性橈動脈波型量測系統包括： 一腕帶，其内含有氣袋，係可配帶於人體手 腕上’並對一壓電感應器施壓； 一幫浦，係可對前述之氣袋充氣； 一洩氣閥’係連設於氣袋之一端； 一導氣管’係連接至氣袋； 一電路模組，包含有中央計算器，記憶體， 其内設有操作軟體； 氣壓计，係連接於氣袋之導氣管； 一電源；以及 一用以將前述幫浦和電路模組含納其中之儀 器主機機體； ίο. 、八中可被所述腕帶内之氣袋施壓的所述壓 =感應器係用以感應並量測手腕橈動脈，而能連 2記錄並產生代表橈動脈波之電波波型者。 :種非侵入性橈動脈波型量測方法，其量測心率 受異及自律神經之步驟包括： ⑷在測試期内擷取受測者之連續血壓波型； 57 (b) 選擇血壓波型中之— (c) 计异每一個波型參考 時間間距； 特定點為波型參考點； 點與下一個波型參考點之 (d)計算出測試期 差； 内時間間距之平均值及標準偏 ⑷將時間間距以快速符立爾轉換法轉換成頻譜， 並計算出高頻成分，低頻成分，極低頻成分， 及總變異度；以及 (f)將（d)中之時間間距平均值定義為心跳週期，其 倒數疋義為心率；將（d)中之時間間距之標準偏 差定義為心率變異性；將（f)中之心率變異性與 (e)中之總變異度定義為代表自律神經總活性之 指標；依（e)中之參數計算出lf%(=LF/(LF + HF)* 100〇/〇)及 HF%(=HF/(LF+HF)* 100%)， 並疋義LF%為代表交感神經活性之指標，hf% 為代表副交感神經活性之指標，另定義lf/hf 為交感-副交感神經平衡之指標。 58