TW201028126A - Measurement method of blood vessel hardness and apparatus thereof - Google Patents

Description

201028126 六、發明說明： 【發明所屬之技術領域】 本發明係有關於一種血管硬度之測量方法及其裝置， 特別是指一種用來得知受測者之表淺血管硬度之測量方法 及其裝置。 【先前技術】 根據文獻報導，動脈血管硬化（Arterial Hardening)現象 不僅和年齡增長有關，同時許多疾病也會造成動脈血管硬 化的現象，例如腦血管疾病（Cerebral Vessel Disease)、心臟 病（Cardiac Disease)、糖尿病（Diabetes Mellitus)、高血壓 (Hypertension)以及相當比例的腎臟病（Renal Disease)等，而 且動脈血管硬化本身更可以作為許多病變的主要預測因子 ，例如在心血管系統方面的動脈粥狀硬化（Arterosclerosis) 、心室肥大（Ventricular Hypertrophy)、阻塞性心衰竭 (Congestive Heart Failure)、冠狀動脈疾病（Coronary Arterial Disease)、心率不整（Arrhythmia)、心瓣膜病變（Valvular 9 Disease)等，都與動脈硬化有著極密切的關聯性。 因此，如何預防血管硬化，以減少上述疾病之發生率 (Morbidity)及死亡率（Mortality)，是值得大家重視的問題； 但是如何又可靠且準確地的測出受試者的動脈硬化程度， 發揮「早期診斷，早期治療」之效果，達到「預防保健」 之目標，將是關鍵所在。 目前已有許多的技術被用來估測血管硬化的程度，其 中之一即為脈波傳遞時間（Pulse Transit Time)分析技術，利 201028126 用脈波速度（Pulse Wave Velocity，户PTF)、血管管徑大小〇)、 血管管壁厚度（Λ)，及血液密度（ρ)之間的關係式，PFTF2 = 五Λ/>>9，來間接地粗估血管管壁的抗彈性係數（五）〇 另外也有利用超音波技術者（Ultrasound Echo Tracking) ，例如我國公告第1227665號發明專利案所揭露之内容，即 是利用超音波影像掃描裝置來同步血壓與血管管徑實驗量 測系統，藉由影像處理技術取得同時間的管徑與血壓資料 ，進而建立血壓、血管管徑與管壁組織應變量之動態特性 參數，例如血管管徑或血管内中層組織厚度（Intima_Media © Thickness)之應力·應變關係曲線、動態楊氏係數，以及黏彈 能量耗損率（Energy Dissipation Ratio) 〇 然而’超音波影像擷取技術的準確與否，勢必取決於 影像的解析度是否夠高，而這也牵涉到影像擷取設備的成 本高低’而且這種量測及分析方式都較為複雜，對於在臨 床上的實際應用還是有欠完備；再者，該專利案只以應力_ 應變關係曲線就去計算動態楊氏係數，顯然就只是將血管 視為單一個彈性材料來計算彈力，完全忽略了血液、血管〇 壁質量等阻力的影響，實際上並未正確反映出血管本身的 機械特性。 【發明内容】 因此，本發明之目的，即在提供一種血管硬度之測量 方法’並不使用超音波影像擷取技術而且又容易量測分析 ，準確度又高。 於是，本發明血管硬度之測量方法，包含一振動步驟 201028126 量撕步驟、一取樣步驟，及一線性回歸步驟。 同最大心予各個不同頻率/但相 自=Γ弦波位移·其中，每-頻率/會產生各 表淺=2":再進行該㈣步驟，受測者之 用力‘ Γ各個弦波位移之施予而隨之產生對應的反作 j並利用一力感測器來測得所述反作用力尸㈨。

接者進行該取樣㈣，取得單—個較相點？於不同 “/的狀況下’反作用力與最大位移振幅的比值尸/乃， 與角_平方值W的對應分佈；最後進行該線性回歸步驟 ’將特定時間點ί的狀況下且對應不同頻率，的反作用力與 最大位移振幅的比值作為縱轴不同頻率，所產生的 角頻率平方值ω2作為橫轴，求出在該特定時間點,所對應 的、准刀佈，並以線性回歸方式找出一條負斜率的關係式 I關係式與縱軸相交而得出一截距五，該截距丑即代表受 測者於該取樣步驟㈣定之特定時間點,的血管硬度。 本發明之另一目的，即在提供一種血管硬度之測量裝 ^，其設置成本較低，而且亦具有易於量測分析、準確度 高的優點。 於疋，本發明血管硬度之測量裝置，包含一振動器、 一设置於該振動器上的力感測器及一與該振動器與力感 測器相連接的處理單元，其中，該振動器是用以對—受測 者之表淺血管’在數個心週期的期間内，分別施予不同頻 率但相同最大振幅的弦波位移，該力感測器則是用來量測 5 201028126 受測者之表淺血管反應該振動器所施予的弦波位移而產生 的反作用力，該處理單元是在單一個特定時間點的狀況下 ，得到各個不同頻率但相同最大位移振幅時的反作用力， 再以各個反作用力和最大弦波位移振幅之比值，配合各個 不同頻率所產生的角頻率平方值，以線性回歸方式來獲得 該特定時間點下受測者的血管硬度。 本發明之功效在於，藉由該振動器進行該振動步驟對 受測者之表淺血管施予不同頻率的微小弦波位移量，再藉 由該力感測器進行該量測步驟來測得血管反作用力最後 再利用該處理單元進行該取樣步驟與線性回歸步驟，將反 作用力/最大位移振幅之比值與施加弦波位移之角頻率平 方值予以回歸計算出線性關係，便能得到受測者的企管硬 度，此一技術不需使用到超音波影像擷取技術，所以不會 有追求高解度、高設置成本的缺點，而且是依據血管的機 械特性建構出一線性回歸關係式，將血液、血管壁質量等 阻力的影響都列入考慮，不僅容易量測分析，而且準確度 又尚。 【實施方式】 有關本發明之前述及其他技術内容、特點與功效，在 以下配合參考圖式之多個較佳實施例的詳細說明中，將可 清楚的呈現。 1的較佳實 上的力感測 參閱圖1、2，本發明血管硬度之測量裝置 施例，包含一振動器11、—設置於該振動器i 1 器12,及一與該振動器u與力感測器12相連接的處理單 201028126

元13’其中’該振動器11具有一激發探棒U1，及一驅動 該激發探棒111的觸發單元112，該觸發單元112具有互相 連接的一弦波產生元件113、一弦波放大元件114,及一推 動元件115，以產生一種弦波位移，並藉由該推動元件U5 連接該激發探棒111 ’而使該激發探棒ni能以弦波型態上 下移動，該力感測器12則具有一設於該激發探棒U1之端 點且貼觸於受測者之皮膚上而與受測血管相接觸的力感測 元件121 ’及一連接該力感測元件m的接收單元122，該 接收單元122具有一緩衝元件123、一帶通濾波元件124， 及一放大元件125，而將該力感測元件121所量測得知的反 作用力予以濾波及放大。 另外要說明的是，由於該測量裝置i是用來量測受測 者之表淺血管3 (例如橈動脈血管，介於皮膚31與骨頭32 之間），所以該力感測元件121舆受測者皮膚3丨的接觸面 積S 0.4平方公分，才可符合一般人橈動脈血管的口徑大小 ，而能準確感測其接觸時的反作用力。 針對圖2中所示的表淺血管3,本發明主要是先建構出 符合表淺血管3之特性的機械模型（如圖3所示），分別以 一阻尼（Inertia)元件M、一黏滯（Visc〇sity)元件々、一抗彈 性力（ElaStance)元件£所串聯構成，其中，阻尼元件舣所 產生的阻力是與加速度（¥)成正*，黏滯元件//所產生 的阻力是與速度（f)成正比，抗彈性力元件 7 201028126 阻力是與位移（z)成正比，因此，若對該機械模型施予-隨時間變動的弦波位移圳，該機械模型就會隨之產生一反 作用力為上述三項阻力之總和，如下式所示： dt2 dt ¥EX{t) (1) >參閱圖4 ’本發明血管硬度之測量方法2的較佳實施例 就是根基於上述機械模型的結構設計，並配合圖1所示之 測量裝置1來進行’該測量方法2包含一振動步驟。、一 _ 量測步驟22、一取樣步驟23、'線性回歸步驟24，及一動 態分析步驟25。

—-併參閱圖3、4’首先進行該振動步驟21，將圖ι所 不之振動器11對一受測者之皮膚下的表淺血管（其機械特 性等同於圖3所示的機械模型所能達成者）在相同大小之 心週期期間内，施予一特定頻率，的弦波位移柳，其中， 該特定頻率/會產生-角頻率ω=27Γ/;本實施例主要是丄 該弦波位移X⑴是一正弦函數的波型，也就是說1 尤…=历111(ωί)，D是最大的位移振幅。 因此，將微分一次與微分兩次之後分別可得： 及 dX(t) dt =Dwcos(〇yt).... -(2) d2X(t) dt2 =-Όω1 sin(<y/) 8 ·.. (3) 201028126 將公式（2)及（3)代入公式（1)中可得： F(t) = -ΜΌω2 sin(i3^) + ηϋωο〇3(ωί) + EDsm(cut)... (4) 將上式等號右邊的i)移項至左邊及整併後可得：

m D =(-Μω2 + E) sin(iyi) + ηω cos(cot) (5)

當有最大位移振幅的時候，也就是，此時 ，sin( ω ί)即為最大值1，而cos( ω ί)即為最小值〇，故在 XfO形成最大位移振幅時’可將公式（5)化簡成： - = (-Μω2+Ε) D .................................. (6) 也就是說 ，便會得 若是令該弦波位移是一餘弦函數的波型， ，尤(％) =£>cos(經過兩次微分與移項整理之後 到下列公式：

m D (-Μω2 + E) cos(〇}t) - ηω sin(iai).. 同樣地，當有最大位移振幅的時候，止 尤⑺=£>，此時，cos( ω ί)即為最大值1，而sin( ω f) gp 值0，故在形成最大位移振幅時，可將公式 與公式（6)相同，因此’本發明確實可以選擇使用正 •，丄^人、w .紅i kk 2 4 π⑽八上_ 4 I Λΐ、 弦這兩種弦波位移，所以不應侷限於本實施例對於 形態的限制。 簡戍 或餘 弦 反作 由公式（6)可得知，當义⑺有最大位移振幅£)時， 9 201028126 用力f除以最大位移振幅D的比值（F/Z))與角頻率的平方 值（ω2)成線性關係，又由於反作用力F是可以量測得知的 ’所以本實施例接著再進行該量測㈣22，受測者之血管 會因該弦波位移圳的施予而隨之產生在各個特定時間點, 的反作用力F，並利用圖！所示之力感測器12來測得反作 用力尸的數值大小。 瘳 接著同樣利關1所示之處理單元13來進行該取樣步 驟23，以具有不同頻率，的弦波位移圳來重複進行該振動 步驟與量測步驟22，以取得各個頻率/在各心、週期期間 的特定時間^下之最大弦波位移振幅時的反仙力，最後 取得反作用力與最大位移振幅的比值與角頻率平方 值ω的對應分佈；詳細地說，由於各個特定頻率/與位移 振幅乃所構成的弦波型態已知，各個特定時間點？也已知 ’所以可以依據ω=2π/、柳等公式，來得知反 作用力與最大位移振幅的比值，與角頻率平方值^ ，在各心週期期間的特定時間點〖之對應分佈。 ❹ 最後也是以圖i所示之處理單元13來進行該線性㈤ 步驟24’以頻率平方值ω2作為隸，反作用力與最幻 移振幅的比值F/Z)作為縱轴，再將該取樣步驟23中所冬 知的2反作用力與最大位移振幅的比值，與角頻率平， 值代入，並線性回歸出一條負斜率的關係式，該關係i 與縱軸相交而得出-截距£，該截距心代表受測者於該^ 樣步驟23所設定之特㈣間點^的血管硬度，詳細地說， 該截距£係指垂直於血管轴向之血管管壁的—維抗彈性卷 201028126 數。 -卩下則介紹㈣量方法2與測量裝置1的實際使用方 式： 在本實施例中，首先將該測量裝置1與受試者的橈動 脈接觸，每次以1〜2個心週期的時間間隔逐次增加測量裝 置1之振動位移頻率/，i連續記錄反作用力F的訊號。 而所謂的心週期係依據心電圖波形、脈波波形、血壓 波形，以及渡除高頻訊號後之血管反作用力；皮形，由上述 ® *中之一波形予以定義者，本實施例主要是以脈波（脈搏 )波形予以定義出來’而以受試者的脈膊速度為每分鐘Η 下來算，每次脈搏約為〇.8秒，因此，本實施例是以〇8秒 (800毫秒ms)為—個心週期，_般而言只要有$個以上特 :時間點’ 2種以上不同頻率，，即可進行測量，而為了提 高測量準確性，因此，本實施例選取了高達1()個不同的特 定時間點（"，…，和以及10個頻率/(4〇、45、5〇、55 、60、65、70、75、80及85Hz)來對橈血管產生弦波位移 嚳 雄1 ’並記錄各個頻率/、不同的特定時間點所量測得到的 橈血管反作用力/Γ，計得在最大位移振幅D( 3公分） 時之反作用力F的大小，再計算而得到反作用力與最大位 移振幅的比值乃，與角頻率平方值ω2,在同一特定時間 點下的對應分佈。 請參閱圖5，在以心週期的起始點為一特定時間點〇ms 時為例，當頻率/MOHz，其角頻，角頻率平 方值〇 2=63165.76与6.32父104，以此方式類推其餘9個角頻 11 201028126 個::::出橫軸【角頻率平方w】的座標袼 料在0ms時可以得到不同的反作用力广再 除以最大位移振幅乃，便 灯中㈣k 便了以在各個相對應橫軸座標格線上 訂出2【反作用力"最大位移振幅乃】所對應的位置。 此時再作線性迴歸分析，可得到一線性方程式，其型 =二式⑹所載，縱轴之截…為此特定時間點0ms ❿ η於;^彈性力（EIaStanCe)或稱為血管硬度，其單位型態等 =2用力F，最大位移振幅…現者，亦類似-般 的單位型態，即為達因/公分，至於斜率的絕對值 則可以視為有效質量，代表血液、企管壁等物質之有效 質量總和，圖5即顯現出該線性方程式縱轴的截距 α-1=42’斜率的絕對值㈣796，線性回歸係數㈣州 ’相當接近1 ’可職祕方程式的線性度相當高另外， 由於有效質量並無關乎本發明所欲討論的血管硬度，所以 在此不再詳述其數學模型特性。 狄上述量測分析計算過程只會得到單—特定時間點下的 血官硬度，若是要得到一個心週期内的動態血管硬度則❹ 必須進行下述之過程： 進行圖4所示的動態分析步驟25，以圖丨所示之處理 單元13來重複進行該取樣步驟23，取得各個頻率/在各別 心週期内的多數個特定時間點ί7, ί2，，和所產生各別 特定時間點的反作用力與最大位移振幅的比值尸/公，與角 頻率平方值ω2的各自對應分佈，且經由該線性回歸步驟24 而得出各自的負斜率關係式，所以各別特定時間點"， 12 201028126 …，和心也會隨之產生各自的截距幻，幻，，和_，再以 時間作為橫軸，血管硬度作為縱轴，將各別特定時間點"， 4…，和训，與相對應的截距从幻，…，和的分佈描 繪出來，並以曲線逼近方式獲得一條隨著時間而變動的動 態血管硬度關係式。 參閱圖6，每一個特定時間點？（ 〇、5〇、_、 300 、 400 、 500 ' 600 、 700 ' 800ms)所計算而得的對應截

距五便可以在相對應【時間】橫軸上訂出縱轴【血管硬度 】所對應的位置，例如（纟7，£7)、⑷，五A、.， 此時再進行曲線逼近（Curve Fitting)的工作， 列方程式來逼近： 、（ίΙΟ,ΕΙΟ)， 本實施例以下 -0.5 X—Xc\ Y = Y0-\-ae (7) 其中，α、6及皆為曲線回歸可得之數值，為則設為 100ms。

藉此方式，便可以將一個心週期内的動態血管硬度波 形變化，以一條曲線方程式簡單地呈現出來，圖6即顯現 出該曲線方程式’ β=〇·2〇ΐ，6=55.34，r0=1.381，曲線回歸 係數R=0_816，接近於1，可見該曲線方程式的逼近度相當 高，當然這條曲線方程式的型態，並非只有公式（7)而已， 也可以另外再設計更平滑、更符合數值分佈、方程式參數 型態更複雜的曲線’所以不應以本實施例的說明為限。 因此，藉由前述本發明血管硬度之測量方法2及其裝 置1的較佳實施例’便能產生以下之優點： 13 201028126 (υ本發明是先依據血管的機械特性建構出一包含有阻 力、彈力、黏滯力的機械模型’其中’在最大位移振幅乃 時’可去除黏滯力的影響’所以本發明是將阻力（即血液 、血管壁質量受到弦波位移所產生的反作用力），以及 彈力（血管本身的硬度受到弦波位移柳所產生的反作用力 )這兩個因素列入考慮，所以才將阻力當作斜率，彈力當 作縱轴截距，而得到一條線性回歸關係式；反觀習知技ς 卻將血管視為單一個彈性材料來計算彈力，完全忽略了血 液、血管壁質量等阻力的影響’自然其準確程度;不會如 本發明來得更高更佳； (2) 本發明的設置成本不高，只會使用到振動器】】、力 感測器12這種簡單的力學產生及领測元件以及一台處理 單元13 (通常就是—部電腦）而已，並不會使用到；階、 ，本昂貴的超音波影像綠取技術’所以本發明不會有追求 南解度、咼設置成本的缺點；及 (3) 本發明依據橈動脈所量測到之血管硬度波形盘血壓 襄置所量測的連續血壓波形記錄在時序上具有一致性，在〇 一個心週期中有著很明顯的波形高點，由此可證實本發明 不僅可以配合心週期進行量測，而且也可以得到整個心週 期之中’隨者時間變化的動態血管硬度’可讓受測者或檢 驗人員隨時監控及瞭解血管硬化程度。 綜上所述，應用本發明血管硬度之測量方法2及其裝 置1，是依據血管的機械特性建構出一條含有阻 力 個影響因素的線性回歸關係式’不僅準確程度高，而且整 14 201028126 體建置β十成本也不高；另外還能在一整個心週期中參照 多數個時間點與相對應的血管硬度，以曲線逼近的方式來 得到整個心週期之中，隨著時間變化的動態血管硬度所 以確實能達成本發明之目的。 惟以上所述者，僅為本發明之較佳實施例而已，當不 能以此限定本發明實施之範圍，即大凡依本發明申請專利 範圍及發明說明内容所作之簡單的等效變化與修飾，皆仍 屬本發明專利涵蓋之範圍内。 • 【圖式簡單說明】 圖1疋一架構示意圖，說明本發明血管硬度之測量裝 置的較佳實施例； 圖2是一接觸狀態方塊示意圖，說明圖i所示的測量 裝置與血管之間的接觸量測狀態； 圖3是一機械模型架構圖，說明企管由三項機械元件 所組成機械模型，用來解釋血管的機械特性； 圖4疋一步驟方塊圖，說明本發明血管硬度之測量方 •㈣較佳實施例； 圖5是一線性回歸圖，說明反作用力尸/最大位移振幅 D與角頻率平方值ω2在同一特定時間點的二維對應分佈， 以及線性回歸出來的負斜率關係式；及 圖6疋一曲線逼近圖，說明在一整個心週期之中，各 自特定時間點ί與對應血管硬度五的對應分佈，以及以曲線 逼近方式所獲得的隨著時間變化的動態血管硬度關係式。 15 201028126 【主要元件符號說明】 1 血管硬度之測量 125 放大元件 裝置 13 處理單元 11 振動器 2 血管硬度之測 111 激發探棒 方法 112 觸發單元 21 振動步驟 113 弦波產生元件 22 量測步驟 114 弦波放大元件 23 取樣步驟 115 推動元件 24 線性回歸步驟 12 力感測器 25 動態分析步驟 121 力感測元件 3 表淺jk管 122 接收單元 31 皮膚 123 緩衝元件 32 骨頭 124 帶通濾波元件 16

Claims (1)

1. 201028126 七 申請專利範圍 1. 一種血管硬度之測量方法，包含： 一振動步驟，在數個心週期的期間内，以一振動器 對-受測者之表淺血管分別施予各個不同頻率/但相同 最大振幅d的弦波位移，其中’每一頻率/會產生 各自相對應的角頻率ω =2 π/; -量測步驟，受測者之表淺血管會因各個弦波位移 之施予而隨之產生對應的反作用力彻，並利用一力感 測器來測得所述反作用力厂⑺； 一取樣步驟，取得單-個特定時間點，於不同頻率/ 的狀況下，反作用力與最大位移振幅的比值，與角 頻率平方值ω2的對應分佈；及 -線性回歸步驟，將特定時間點,的狀況下且對應 不同頻率/的反作用力與最大位移振幅的比值"D作 為縱軸，不同頻率7所產生的角頻率平方值^作為橫轴 ’求出在該特料間點，所對應的二維分佈，並以線性 :歸方式找出-條負斜率的關係式，該關係式與縱軸相 =而得出-截距五’該截距五即代表受測者於該取樣步 驟所設定之特定時間點,的血管硬度。 2·依據申請專利範圍第丨項所述血；方法 =含一動態分析步驟’先重複進行該取樣步驟，以取得 2不同的心週期内多數個特定時間點，之反作用力與最 大位移振幅的比值命丁 η 對應分佈，以接著_^ 財平方的 複進仃該線性回歸步驟，而得到每 17 201028126 一個特定時間點/所對應的截距£， ，血管硬度作為縱軸，求得各別特定時^夺^為橫轴 的截距S的二維分佈，再以曲線逼近 ' 目對應 著時間而變動的動態血管硬度關係式。X可得條隨 3. 之測量方法，其 定時間點ί，其 依據申請專利範圍第2項所述血管硬度 中，該動態分析步驟所設定的多數個特 數目2 5。 4. 依據申請專利範圍第i項所述血管硬度之測量方法，其 中，該振動器係產生有2種以上不同海& Λ 丄个U頻率/但相同最大 ❹ 振幅D的弦波位移义而且最大振幅D$〇 3公分。 5. 依據申請專利範圍第i項所述血管硬度之測量方法其 中，各個不同頻率/但相同最大振幅β的弦波位移圳 ，係為正弦函數波形的形態。 6. 依據申請專利範圍第1項所述血管硬度之測量方法，其 中，各個不同頻率/但相同最大振幅D的弦波位移义⑺ ’係為餘弦函數波形的形態。 7. 依據申請專利範圍第i項所述血管硬度之測量方法其 ❹ 中，該心週期係依據心電圖波形、脈波波形、血壓波形 ，以及濾除高頻訊號後之血管反作用力波形，由上述其 中之一波形予以界定者。 8. 依據申請專利範圍第丨項所述血管硬度之測量方法其 中’該截距£係指垂直於血管轴向之血管管壁的抗彈性 係數。 9. 一種血管硬度之測量裝置，包含： 18 201028126 一振動器，用以對一受測者之表淺血管，在數個心 週期的期間内，分別施予不同頻率但相同最大振幅的弦 波位移； 一力感測器，設置於該振動器上，用來量測受測者 之表淺血管反應該振動器所施予的弦波位移而產生的反 作用力；及 一處理單元，與該振動器與力感測器相連接，在單 一個特定時間點的狀況下，得到各個不同頻率但相同最 大位移振幅時的反作用力，再以各個反作用力和最大弦 波位移振幅之比值，配合各個不同頻率所產生的角頻率 平方值，以線性回歸方式來獲得該特定時間點下受測者 的血管硬度。 1〇·依據申請專利範圍第9項所述血管硬度之測量裝置，其 中，該處理單兀能隨著多數個特定時間點的決定，而以 線性回歸方式來獲得對應於每__特定時間點受測者的血

   管硬度，又針對各個特㈣間點所對應的受測者的各別 血管硬度’能再以曲線逼近方式獲得__條隨著時間而變 動的動態血管硬度關係式。 U.依據申請專利範圍f 10簡述血管硬度之測量裝置，其 中，該振動器具有-激發探棒，及—驅動該激發探棒的 觸發單元，該觸發單元具有互相連接的一弦波產生元件 、-弦波放大元件’及一推動元件，以產生一種弦波位 移，並藉由該推動7L件連接該激發探棒，而使該激發探 棒能以弦波型態上下移動。 X 19 201028126 12. 依據申清專利範圍第1丨項所述血管硬度之測量裝置其 中，該力感測器具有一設於該激發探棒上且貼觸於受測 者之皮膚上的力感測元件’及一連接該力感測元件的接 收單元，該接收單元具有一緩衝元件、一帶通濾波元件 ，及一放大元件’而將該力感測元件所量測得知的反作 用力予以放大及濾波。 13. 依據申請專利範圍第12項所述血管硬度之測量裝置，其 中’該力感測器之力感測元件與受測者皮膚的接觸面積 S 0.4平方公分。 @

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