TWM451943U - 聲光壓多參數之動脈量測裝置 - Google Patents

Description

聲光壓多參數之動脈量測裝置

本新型係有關於一種聲光壓多參數之動脈量測裝置，特別是一種藉由施予動脈血管不同壓力下，分析所量得之訊號，以獲取血管之硬化指標與反射指標、脈波傳導速度、脈音之能量頻譜密度與主波頻率等生理參數變異之動脈量測裝置。

現代醫學在新科技不斷的進步之下，醫療的技術與品質越來越高，對於診斷心血管系統疾病所使用記錄的生理資訊也越來越多，除了必要的生理數據，像是：心電圖、血壓以及血氧濃度等來判斷病人目前心血管系統的生理狀態。

現有的非侵入式量測法脈動生理感測技術包括一種非侵入式偵測組織內血管床血量變化的光學計量技術，而一般採用穿透式與反射式兩種型態的感測探頭，運用不同光源與光感測器組合以擷取血液脈動的生理訊號。其設計上必須考量不同待測部位的組織光學特性，並選擇適當光源波長與適當的功率，方可偵測到進入組織再從組織反射回來的脈動訊號。

另一種量測脈波傳導速度(Pulse Wave Velocity，PWV)亦是現代醫學上常用來分析人體血管特性的一種非侵入式量測法。

然而，上述所言之各種脈動生理感測方式及感測裝置都僅能提供單一的訊號種類(例如：僅量測到脈動訊號)，而忽略了人體其他的生理訊號(例如：脈音訊號、光反射訊號等等)，因此使得臨床上的初步判斷或研究受到侷限，在無形中影響到判讀的準確性。

因此，有鑑於此，本創作人乃苦思細索，積極研究，加以多年從事相關產品研發之經驗，並經不斷試驗及改良，終於發展出本創作，以提出一種在施予動脈血管不同壓力下，可同時量測到聲、光、壓等多參數之動脈量測裝置，藉此解決習知技術存在已久之缺失。

本創作之主要目的係在提供一種聲光壓多參數之動脈量測裝置，其係採用普及的感測電路，同時接收來自身體多個部位之感測訊號，不僅可同時量測到一種以上的人體生理訊號，更具備量測多種部位組織之功能，以具有量測部位選擇上之彈性。

本創作之另一目的係在提供一種聲光壓多參數之動脈量測裝置，其係藉由微處理器控制壓脈袋充洩氣，連續施予血管不同的恆定壓力，以作為醫學上評估動脈硬化程度之參考。

本創作之再一目的係在提供一種聲光壓多參數之動脈量測裝置，其係藉由微處理器分析所量得之各項生理訊號，更可進一步獲得人體部位組織之血管硬化等生理參數，以得到受測對象血管年齡層群之區分。

為達到上述之目的，本創作係有關於一種聲光壓多參數之動脈量測裝置，包括：一脈壓感測電路、一光體積訊號感測電路、一脈音感測電路、一數位類比轉換器、一充洩氣單元以及一微處理器。其中，充洩氣單元係設置於一人體動脈上，以利用其充洩氣狀態施予不同壓力；脈壓感測電路係設置於該人體動脈上，以感測該人體動脈在不同壓力下之脈壓訊號；光體積訊號感測電路係設置於一手指部位上，以感測該手指部位所反射出之光體積訊號；脈音感測電路係設置於人體動脈上，以感測該人體動脈之脈音訊號；數位類比轉換器電性連接脈壓感測電路、光體積訊號感測電路以及脈音感測電路，以接收並轉換該脈壓訊號、該光體積訊號與該脈音訊號；微處理器電性連接數位類比轉換器與充洩氣單元，以控制充洩氣單元施予不同壓力於該人體動脈上，並接收數位類比轉換器輸出之脈壓訊號、光體積訊號與脈音訊號，以針對該些訊號進行處理與分析。

底下藉由具體實施例配合所附的圖式詳加說明，當更容易瞭解本創作之目的、技術內容、特點及其所達成之功效。

本創作主要係提供一種聲光壓多參數之動脈量測裝置，其係可同步量測到人體動脈之脈壓訊號、脈音訊號以及光體積(Photoplethysmography，PPG)訊號，以根據該些訊號進一步處理，得到人體之脈波傳導速度(Pulse-wave-velocity，PWV)與各項生理參數，以供臨床醫學或學術研究上使用。

請參考第1圖，其係為根據本創作實施例可量測聲光壓多參數之動脈量測裝置的結構示意圖。此種量測裝置1主要包含有：一脈壓感測電路10、一光體積訊號感測電路20、一脈音感測電路30、一數位類比轉換器(Analog-to-Digital Convereter，ADC)、一充洩氣單元130以及一微處理器(Microprocessor)50。

其中，充洩氣單元130係設置於一人體動脈上，以利用其充洩氣狀態施予不同壓力於該人體動脈上。脈壓感測電路10係設置於一手腕動脈121或手臂動脈123上(參第2圖)，以量測人體動脈之一脈壓訊號(Pulse signal)。光體積訊號感測電路20係設置於手指部位122上，以藉由其內部之光感測元件吸收光線能量的原理，來紀錄光線變化而感應出該手指部位122之光體積訊號(PPG)。脈音感測電路30則設置於手腕動脈121或手臂動脈123上，以感測其動脈之脈音訊號。因此，如第3圖所示，本創作即可得到以較粗實線部分代表之波形，其係為人體動脈如手腕動脈121所反映出之脈壓訊號，以及以較細實線部分所代表之波形，係為手指部位122所反映出之PPG訊號。

根據本創作之實施例，脈音訊號的擷取主要是利用市售的聽診器，利用聽診器擷取聽到的脈音經由精密麥克風轉換得到的數位訊號，再由微處理機做處理與儲存。其中，聽診器的選用可以為一般市售的雙面式聽診器，聽頭可隨手臂粗細選用較貼平皮膚的模面。

數位類比轉換器40係電性連接於上述之脈壓感測電路10、光體積訊號感測電路20與脈音感測電路30，以將其個別量測到的脈壓、光 體積與脈音訊號轉換為類比訊號輸出。

微處理器50電性連接於數位類比轉換器40與充洩氣單元130，藉由控制充洩氣單元130達到施予不同壓力於人體動脈上，以獲得血管因擠壓而造成血液流速及流量之變化。

之後，微處理器50即可接收數位類比轉換器40輸出之脈壓訊號、光體積訊號與脈音訊號，以針對該些轉換為類比訊號後之脈壓、光體積與脈音訊號進行後續之分析與處理。

根據本創作之實施例，由於本創作採用的是單光源量測，因此只使用紅外光做為PPG訊號量測的光源。因為訊號品質的好壞，會直接影響到後面的分析與計算，因此為了使量測時所得到的數據更加穩定，本創作係利用電壓控制電流藉以驅動並控制發光二極體的亮度，以調整光源的強度來提高PPG訊號擷取的品質。

換言之，利用上述脈壓訊號的解構與PPG訊號的解構，可得到此二波形的主波峰值，並因為訊號量測方式是以同步方式擷取，因此本創作即可利用其得到的脈壓峰值位置和PPG訊號峰值位置相減，即可得到脈波傳導時間(PTT)的參數，進而得出脈波傳導速度(PWV)數值。

詳細而言，微處理器50係根據手腕動脈121與手指部位122間的距離、脈壓訊號與光體積訊號，計算得到脈波傳導速度(PWV)。如第3圖所示，微處理器50係先根據光體積訊號與脈壓訊號的測量原理擷取出該二訊號之間的脈波傳導時間(PTT)。之後，代入下面的公式：PWV=distance/PTT，依此實施例其中distance為手腕動脈121與手指部位122間的距離，PTT為脈波傳導時間，本創作即可計算得到脈波傳導速度。不過值得說明的是，本創作所量測到之脈壓訊號並不以手腕動脈121為限，換言之，此一人體動脈121亦可以是手臂動脈123，而在此情況下，微處理器50亦可以根據手臂動脈123量得之脈壓訊號與前述之光體積訊號，計算得手臂與手指之間的脈波傳導時間與脈波傳導速度，亦為本創作之另一種實施態樣，而隸屬於本創作之 創作範疇。

其次，除了上述之脈壓感測電路10、光體積訊號感測電路20、一脈音感測電路30、數位類比轉換器40、充洩氣單元130以及微處理器50外，本創作所揭示之聲光壓多參數之動脈量測裝置1更可選擇性地包含有：一電源供應單元60、一影像輸出單元70、一控制輸入單元80、一藍牙發送單元90、一串用序列埠100或一儲存單元110。

電源供應單元60係電性連接微處理器50，以供應至少一電源訊號予微處理器50。影像輸出單元70電性連接微處理器50，以即時顯示出裝置所量測到的脈壓訊號、光體積訊號與脈音訊號。在一實施例中，此影像輸出單元70例如可為一液晶顯示螢幕(Liquid Crystal Display，LCD)。控制輸入單元80電性連接微處理器50，以提供此動脈量測裝置1至少一控制輸入訊號。在一實施例中，此控制輸入單元80例如可為一按鈕或鍵盤等，以供使用者觸發並產生輸入訊號。

藍牙發送單元(Bluetooth)90與串用序列埠(例如：RS-232)100係藉由一通訊單元120而電性連接於微處理器50。根據本創作之實施例，此通訊單元120例如可為一通用同步收發傳輸介面(Universal Asynchronous Receiver/Transmitter，UART)，以使得本裝置所量測到之脈壓、光體積與脈音訊號可透過藍牙發送單元90與串用序列埠100而傳送到外部分析。

儲存單元110電性連接微處理器50，其係用以將脈壓、光體積與脈音訊號儲存於外部裝置。根據本創作之一實施例，儲存單元110例如可為一SD記憶卡。

由於傳統的非侵入式血管量測，必須藉由單一或特定的感測元件作為前端感測電路，常具有成本過高、缺乏使用彈性等問題。因此，根據本創作之實施例，微處理器50係可控制充洩氣單元130，達到施予不同壓力於人體動脈上，根據其內部之參數演算法，而針對裝置所量到的脈壓、PPG與脈音訊號進行特殊之訊號處理和特徵分析，進而計算出人體血管硬化之各項生理參數。

以下，本創作將針對此一部分作一詳細之說明，並佐以提供實際的實驗數據，以證明本創作可藉由該些生理參數成功地分析得到受測對象血管年齡層群之區別。

首先，請參閱第4圖所示，其係為根據本創作實施例之光體積訊號的波形示意圖。其中，光體積訊號400係可分解由一第一訊號401與一第二訊號402所組成，且第一訊號401與第二訊號402之最大振幅之間係相距一時間常數△T。微處理器50係根據至少一參數演算法對此光體積訊號400進行分析，並根據下式(1)計算得到該受測者之一血管硬化指標(Stiffness Index，SI)。

SI=受測者身高/△T (1)

除此之外，本創作更進一步量測該人體動脈在未施壓前與施壓後之複數個脈壓訊號，以令微處理器計算出在不同壓力下的血管硬化指標與未施壓前之差值。

詳細而言，本創作係將人體動脈在未施壓前、充洩氣單元130施壓為平均血壓(Mean Blood Pressure，MBP)-15(mmHg)、施壓為MBP-10(mmHg)、施壓為MBP(mmHg)、施壓為MBP+10(mmHg)與施壓為MBP+15(mmHg)之壓力分別記錄為S0~S5，利用並這六種不同的壓力值壓迫血管，並對脈搏訊號、脈音訊號和PPG訊號做同步的測量並記錄。在每次量測恆壓前，先將壓力加壓至MBP+60(mmHg)，再洩氣至恆定值維持6秒的量測，以計算在不同壓力下的SI與未施壓(即S0)時的SI之差值，藉此擷取出血管硬化指標之變動程度(△SI)。之後，再根據不同壓力下的△SI找出SI變動程度的最大值max△SI。

同理，本創作同樣可利用光體積訊號計算出人體之血管反射指標(Reflection Index，RI)參數。其計算方式如第4圖所示，第一訊號401與第二訊號402之最大振幅係分別為一第一振幅b與一第二振幅a，其中，第一振幅b係大於第二振幅a。之後，微處理器係根據參數演算法對此光體積訊號400進行分析，並根據下式(2)計算得到該受測者之血管反射指標(RI)。

RI=(b/a)*100% (2)

同樣地，再計算在不同壓力下的RI與未施壓(即S0)時的RI之差值，藉此擷取出血管反射指標之變動程度(△RI)。然後，再根據不同壓力下的△RI找出RI變動程度的最大值max△RI。

根據本創作之實施例，脈波傳導速度之變動程度(△PWV)亦可依據上述方法而計算得之。也就是，微處理器同樣計算在不同壓力下的脈波傳導速度與在一第一低壓力(即S1：充洩氣單元130施壓為平均血壓MBP-15(mmHg))之差值，以獲得脈波傳導速度之變動程度(△PWV)。之後，即可根據不同壓力下的△PWV找出PWV變動程度的最大值max△PWV。

在擷取出血管硬化指標之變動程度的最大值max△SI、血管反射指標之變動程度的最大值max△RI及脈波傳導速度之變動程度的最大值max△PWV後，本實驗結果即可成功繪製出受測對象血管年齡層群之區分圖，其係如第7A至第7C圖所示，及第8A至第8C圖所示。其中，第7A至第7C圖係為以手腕動脈121為量測部位之結果數據圖，而第8A至第8C圖係為以手臂動脈123為量測部位之結果數據圖。

由第7A~第7C圖與第8A~第8C圖之結果可以看出，本創作藉由將上述參數max△SI、max△RI、max△PWV以散布圖表示後，可將原本△SI、△RI的分辨性提高(也就是變動趨勢)，並可明顯看出高年齡層的SI、RI、PWV在不同壓力下之變化性都較為劇烈，成功分類出受測對象血管年齡層群之區分。

續請參閱第5圖及第6圖所示，其係為根據本創作實施例之脈音訊號的波形示意圖。其中，脈音訊號在頻譜下的面積係定義為一能量頻譜密度(Power spectrum density，PSD)，且脈音訊號在主波峰之頻率為一主波頻率(PHz)。微處理器係根據至少一參數演算法對此脈音訊號進行處理與分析，以獲得PSD、PHz等生理參數。

本案係將脈音訊號主要以頻譜方式分析，而在進入頻譜分析前，必須將訊號作數位濾波的處理。由於脈音訊號的音頻係在100Hz以 內，因此本創作選用低通濾波的方式將120Hz以上的雜訊濾除。之後，再將濾除之後的訊號，利用傅立葉轉換(Fourier transform)，將一段訊號由時域(Time Domain)轉換到頻域(Frequency Domain)上，而從頻域上即可得到脈音訊號的頻譜及頻段的強弱，並從其中得到這段訊號的特徵參數。由於脈音訊號本身是一個很複雜的訊號，因此為了將訊號簡單化，並降低雜訊的影響本創作係採用線性預估(Linear prediction coding，LPC)的方式將訊號的特徵顯示出來。

根據本創作之實施例，從LPC頻譜上可以得知，訊號的第一峰以及二峰的位置和強度，此特徵參數在不同壓力下也會有所差異。而從FFT頻譜上則可經由能量頻譜密度(PSD)計算其頻譜下的面積，來表示此訊號頻譜的能量強度，作為另一特徵指標。

是以，脈音感測電路同樣會先針對未施壓前、充洩氣單元130施壓為MBP-15(mmHg)、施壓為MBP-10(mmHg)、施壓為MBP(mmHg)、施壓為MBP+10(mmHg)與施壓為MBP+15(mmHg)之脈音訊號分別記錄為S’0~S’5，並計算在不同壓力下的PSD與施壓為一第一低壓力(即S’1：MBP-15(mmHg))時的PSD之差值，藉此擷取出能量頻譜密度之變動程度(△PSD)。之後，再根據不同壓力下(S’2~S’5)的△PSD找出PSD變動程度的最大值max△PSD。

同理，本創作同樣可利用脈音訊號計算出主波頻率之變動程度(△PHz)。其計算方式類似上述，首先係將脈音訊號分別記錄為S’0~S’5，並計算在不同壓力下的PHz與施壓為一第一低壓力(即S’1：MBP-15(mmHg))時的PHz之差值，藉此擷取出主波頻率之變動程度(△PHz)。之後，再根據不同壓力下(S’2~S’5)的△PHz找出PHz變動程度的最大值max△PHz。

之後，本創作即可根據擷取出的能量頻譜密度之變動程度的最大值max△PSD、主波頻率之變動程度的最大值max△PHz以及脈波傳導速度之變動程度的最大值max△PWV成功繪製出受測對象血管年齡層 群之區分圖，其結果係如第9A至第9C圖所示。

由第9A~第9C圖之數據圖可以看出，本創作藉由將上述參數max△PSD、max△PHz、max△PWV以散布圖表示後，可將原本參數的分辨性提高(也就是變動趨勢)，並從結果可以看出，年齡層較大的族群其變化率較大，反之年齡層較小之族群，其變化量相對較小，使得受測對象血管年齡層群之區分更加明顯。

再者，由於年齡層高的族群其血管的彈性比年齡層低的族群來得差，因此當血管在一適當的壓力範圍內被施壓，其所受到的擠壓就會比彈性好的血管影響更為劇烈。當血液在此時流過，血液的流速、流量就會因此受到血管擠壓而變動，間接影響SI、PI，PWV等的參數值。

由此可見，本創作已成功開發出一套能夠同步量測聲、光、壓三通道訊號的裝置，其可以利用通用同步收發傳輸介面(UART)訊號傳輸的方式連結電腦端，以進行三通道訊號的分析，也可利用裝置本身進行初步的平均血壓運算。

是以，綜上所述，本創作所揭示之聲光壓多參數之動脈量測裝置，係為一種以脈壓感測電路、脈音感測電路、與光體積訊號感測電路為基礎的動脈量測裝置。藉由上述之各電路單元，本創作達到可同步量測到聲、光、壓等脈搏訊號之目的。

除此之外，本創作更藉由整合一微處理器於電路當中，並利用其特殊之參數演算法來分析所量測得之各項訊號，藉此獲得血管硬化指標、反射指標、脈波傳導速度、能量頻譜密度與主波頻率等生理參數，達到成功區分受測對象之血管年齡層群之目的。

以上所述之實施例僅係為說明本創作之技術思想及特點，其目的在使熟習此項技藝之人士能夠瞭解本創作之內容並據以實施，當不能以之限定本創作之專利範圍，即大凡依本創作所揭示之精神所作之均等變化或修飾，仍應涵蓋在本創作之專利範圍內。

1‧‧‧動脈量測裝置

10‧‧‧脈壓感測電路

20‧‧‧光體積訊號感測電路

30‧‧‧脈音感測電路

40‧‧‧數位類比轉換器

50‧‧‧微處理器

60‧‧‧電源供應單元

70‧‧‧影像輸出單元

80‧‧‧控制輸入單元

90‧‧‧藍牙發送單元

100‧‧‧串用序列埠

110‧‧‧儲存單元

120‧‧‧通訊單元

121‧‧‧手腕動脈

122‧‧‧手指部位

123‧‧‧手臂動脈

130‧‧‧充洩氣單元

400‧‧‧光體積訊號

401‧‧‧第一訊號

402‧‧‧第二訊號

第1圖係為根據本創作實施例可量測聲光壓多參數之動脈量測裝置的結構示意圖。

第2圖係為根據本創作實施例受測部位組織之位置示意圖。

第3圖係為根據本創作實施例之脈壓訊號與光體積訊號的波形示意圖。

第4圖係為根據本創作實施例之光體積訊號的波形示意圖。

第5圖係為根據本創作實施例之脈音訊號的波形示意圖。

第6圖係為根據本創作實施例之脈音訊號的波形示意圖。

第7A至第7C圖係為根據本創作實施例以手腕動脈為量測部位之結果數據圖。

第8A至第8C圖係為根據本創作實施例以手臂動脈為量測部位之結果數據圖。

第9A至第9C圖係為根據本創作實施例分析手臂脈音訊號所得之結果數據圖。

1‧‧‧動脈量測裝置

10‧‧‧脈壓感測電路

20‧‧‧光體積訊號感測電路

30‧‧‧脈音感測電路

40‧‧‧數位類比轉換器

50‧‧‧微處理器

60‧‧‧電源供應單元

70‧‧‧影像輸出單元

80‧‧‧控制輸入單元

90‧‧‧藍牙發送單元

100‧‧‧串用序列埠

110‧‧‧儲存單元

120‧‧‧通訊單元

130‧‧‧充洩氣單元

Claims (21)

1. 一種聲光壓多參數之動脈量測裝置，包括有：一充洩氣單元，係設置於一人體動脈上，以利用其充洩氣狀態施予不同壓力於該人體動脈上；一脈壓感測電路，設置於該人體動脈上，以感測該人體動脈在不同壓力下之脈壓訊號；一光體積訊號感測電路，係設置於一手指部位上，以感測該手指部位所反射出之光體積(Photoplethysmography，PPG)訊號；一脈音感測電路，係設置於該人體動脈上，以感測該人體動脈之脈音訊號；一數位類比轉換器，電性連接該脈壓感測電路、該光體積訊號感測電路以及該脈音感測電路，以接收並轉換該脈壓訊號、該光體積訊號與該脈音訊號；以及一微處理器，電性連接該數位類比轉換器與該充洩氣單元，該微處理器係控制該充洩氣單元，以施予不同壓力於該人體動脈上，該微處理器係接收該數位類比轉換器輸出之該脈壓訊號、該光體積訊號與該脈音訊號，並針對該脈壓訊號、該光體積訊號與該脈音訊號進行處理與分析。
2. 如請求項1所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該微處理器係根據該人體動脈與該手指部位間的距離、該脈壓訊號與該光體積訊號，計算得到一脈波傳導速度(Pulse-wave-velocity，PWV)。
3. 如請求項2所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該微處理器係根據該光體積訊號與該脈壓訊號，擷取出一脈波傳導時間，該脈波傳導速度係為該人體動脈與該手指部位間的距離除以該脈波傳導時間(Pulse Transit Time，PTT)。
4. 如請求項1所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該人體動 脈係為一手腕動脈或一手臂動脈。
5. 如請求項1所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，更包括：一電源供應單元，電性連接該微處理器，以供應電源訊號予該微處理器。
6. 如請求項1所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，更包括：一影像輸出單元，電性連接該微處理器，以即時顯示出該脈壓訊號、該光體積訊號與該脈音訊號。
7. 如請求項1所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，更包括：一控制輸入單元，電性連接該微處理器，以提供該動脈量測裝置至少一控制輸入訊號。
8. 如請求項1所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，更包括：一通訊單元，電性連接該微處理器，以將該脈壓訊號、該光體積訊號與該脈音訊號即時輸出予一藍牙發送單元或一串用序列埠。
9. 如請求項8所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該通訊單元係為一通用同步收發傳輸介面(Universal Asynchronous Receiver/Transmitter，UART)，該藍牙發送單元與該串用序列埠係透過該通用同步收發傳輸介面連接於該微處理器。
10. 如請求項1所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，更包括：一儲存單元，電性連接該微處理器，以將該脈壓訊號、該光體積訊號與該脈音訊號儲存於外部。
11. 如請求項3所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該微處理器係根據至少一參數演算法對該光體積訊號進行分析，該光體積訊號係由一第一訊號與一第二訊號所組成，該第一訊號與該第二訊號之最大振幅之間係相距一時間常數，該微處理器係利用受測者之身高除以該時間常數以得一血管硬化指標(SI)。
12. 如請求項11所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該參數演算法包括量測該人體動脈在未施壓前與施壓後之複數個該光體 積訊號，令該微處理器計算出在不同壓力下的該血管硬化指標與未施壓前之差值，以得該血管硬化指標之變動程度(△SI)。
13. 如請求項12所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該第一訊號與該第二訊號之最大振幅係分別為一第一振幅與一第二振幅，該第一振幅係大於該第二振幅，該微處理器係利用該第一振幅除以該第二振幅取百分比後得一血管反射指標(RI)。
14. 如請求項13所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該微處理器係計算在不同壓力下的該血管反射指標與未施壓前之差值，以得該血管反射指標之變動程度(△RI)。
15. 如請求項14所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該微處理器係計算在不同壓力下的該脈波傳導速度與施壓為一第一低壓力時之差值，以得該脈波傳導速度之變動程度(△PWV)。
16. 如請求項15所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該微處理器係根據該血管硬化指標之變動程度的最大值、該血管反射指標之變動程度的最大值及該脈波傳導速度之變動程度的最大值，以得到受測對象血管年齡層群之區分。
17. 如請求項15所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該微處理器係分析該脈音訊號，以得到該脈音訊號在頻譜下之面積為一能量頻譜密度(PSD)。
18. 如請求項17所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該微處理器係計算在不同壓力下的該能量頻譜密度與施壓為該第一低壓力時之差值，以得該能量頻譜密度之變動程度(△PSD)。
19. 如請求項18所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該微處理器係分析該脈音訊號，以得到該脈音訊號之主波峰的頻率為一主波頻率(PHz)。
20. 如請求項19所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該微處理器係計算在不同壓力下的該主波頻率與施壓為該第一低壓力時之差值，以得該主波頻率之變動程度(△PHz)。
21. 如請求項20所述之聲光壓多參數之動脈量測裝置，其中該微處理器係根據該能量頻譜密度之變動程度的最大值、該主波頻率之變動程度的最大值及該脈波傳導速度之變動程度的最大值，以得到受測對象血管年齡層群之區分。