弹性管内流体波动压力及弹性管顺应性的量测方法及装置

摘要

本发明揭露了一种弹性管内流体波动压力及弹性管顺应性的量测方法及装置，在搜寻弹性管的临界深度后，决定解耦控制所需直流与交流两部分压力，并由直流致动器与交流致动器的位移，使待测弹性管与周围组织解耦，以测得待测弹性管于流体交流压力下实际的位移变化及其动态阻抗，以此计算出所述的即时连续压力及动态顺应性。本发明可准确地测得弹性管内流体的即时且连续压力的变化及弹性管的动态阻抗。

权利要求

1.一种弹性管内流体波动压力的量测方法，待测弹性管外包覆有具弹性的周围组织，于待测弹性管内则有波动的流体流动，其流体压力Pb包含直流压力 及交流压力ΔPb的加总，利用非侵入的方式对该待测弹性管量测，其特征在于：搜寻临界深度 利用一直流致动器在待测弹性管正上方由该周围组织的表面下压，并量测下压的深度以及表面的压力，比较压力的峰对峰值直到最大值的深度即为待测弹性管的临界深度 在临界深度 时，在周围组织表面上量测的直流压力 等于弹性管内波动流体的直流压力更新临界深度 待测弹性管在流体流动的过程中产生的直流压力 变化，利用一直流控制器对该直流压力 产生相应的控制增益Gd，即令该直流压力 变化为增加时令该直流致动器对应下移增压，直流压力 变化为减少时则直流致动器对应上移减压，以令临界深度 随直流压力 变化而更新深度；

估测瞬间参考压力 于临界深度，同时交流压力ΔPb为零时，交流致动器不动而为停的阶段，开始连续撷取待测点n前至少连续三点的瞬间参考压力，并以一预测手段估测出下一点，即待测点n的瞬间参考压力 其后采取隔点交流致动器静止不动，撷取新的瞬间参考压力 估测下一点的瞬间参考压力，如此周而复始；

识别待测弹性管阻抗Zv(n)：首先以该待测点n的参考压力 及压力差异

ΔPe(n)、以及该待测点n前一点n-1的压力差异ΔPe(n-1)，及控制增益值Ga(n-1)识别出该待测点n的待测弹性管并联阻抗H1(n)，并以此并联阻抗H1(n)以及待测弹性管以外的周围组织加总的阻抗Zt计算出该待测弹性管的阻抗Zv(n)；

计算交流控制器增益Ga(n)：在识别待测弹性管阻抗步骤的同时，可利用该并联阻抗H1(n)计算交流控制器于该待测点n时的增益值Ga(n)，以此增益值Ga(n)作为下一待测点n+1的增益值Ga(n+1)的参考增益值；

追踪交流压力及量测待测弹性管的管径变化Δλv(n)：在直流致动器对周围组织的表面下压至临界深度 的同时，交流致动器进入追的阶段，以控制增益Ga(n)在临界深度上下位移Δλs'来追踪待测弹性管交流压力ΔPb；此时交流位移感测器测量的位移变化Δλs即为待测弹性管在临界深度 下，顺应交流压力ΔPb'变化时的实际管径变化Δλv；

计算待测弹性管内即时性连续压力Pb(n)：一旦待测弹性管的阻抗Zv(n)、管径变化Δλv及直流压力 已知，即可计算待测弹性管内即时性连续动态压力Pb(n)，是依识别出的阻抗Zv(n)以及该管径变化Δλv(n)估测出待测弹性管于该待测点时流体的交流压力ΔPb(n)，以此交流压力ΔPb(n)与相等于待测弹性管直流压力 的直流压力 计算出待测弹性管内的即时动态压力Pb(n)；同时，再回到前述停的阶段，估测下一待测点n+1的有效参考压力 以此循环地得到待测弹性管的即时连续压力Pb(n)。

2.如权利要求1所述的弹性管内流体波动压力的量测方法，其特征在于：所述搜寻临界深度 步骤之后，以及更新临界深度 步骤之前，还包含一定义虚拟临界深度 步骤，如果只要量测弹性管一部分的顺应性，可将一部分交流压力ΔPb分配加至脉压的直流压力以产生控制直流致动器下压至虚拟临界深度 所需的直流压力 在虚拟临界深度周围组织表面所量测得的阻抗Zt仅为周围组织及一部分弹性管的阻抗，不含未分配的弹性管阻抗，是为解耦；若以未分配的交流压力ΔPb'作为交流致动器的追踪压力信号，未分配部分的弹性管将持续以无负载脉动，如同前所定义的临界深度 下的追踪控制，但周围组织表面所获得的交变位移仅为未分配部分弹性管位移及其动态阻抗；其后的更新临界深度 估测瞬间参考压力 步骤之中所界定的临界深度 则由虚拟临界深度 取代。

3.如权利要求1或2所述的弹性管内流体波动压力的量测方法，其特征在于：还包含一绘制待测弹性管的动态顺应性图步骤，在追踪交流压力下所获得的待测弹性管动态阻抗Zv，进一步分离出动态等效质量Mv、阻尼Dv及劲度Kv的机械特性，其中以劲度Kv的倒数为待测弹性管的动态顺应性。

4.如权利要求1或2所述的弹性管内流体波动压力的量测方法，其特征在于：所述预测手段为样条拟合技术。

5.一种依权利要求1或2所述的方法所应用的量测装置，其特征在于：

一设于周围组织表面的侦测单元，是至少由一直流致动器、一交流致动器、一直流位移感测器、一交流位移感测器、以及一压力感测器构成，其中该交流致动器位于该直流致动器中而可相对于直流致动器独立地上下位移，该压力感测器设于该交流致动器与该周围组织表面接触的端面；

一控制单元，用于讯号分析处理，分别与该直流致动器、该交流致动器、该直流位移感测器、该交流位移感测器及该压力感测器电性连结；

该直流致动器，依该控制单元控制的控制增益Gd对周围组织表面执行位移动作，且利用该直流位移感测器测量此直流致动器的位移量，该控制增益Gd是由一直流控制器处理；

该交流致动器，受该控制单元控制而随待测弹性管内的流体交流压力ΔPb而上下位移，且利用该交流位移感测器测量此交流致动器的位移变化Δλs，而交流致动器做动所需的控制增益Ga则由一交流控制器处理；

该压力感测器，用以量测该直流致动器下压时在周围组织表面的直流压力 并追踪交流致动器于该周围组织表面位移时测得的交流压力ΔPb，并将压力讯号传送至该控制单元作讯号处理。

6.如权利要求5所述的量测装置，其特征在于：也可应用于动脉血管内的血压量测，该待测弹性管即动脉血管，而该周围组织即肌肉组织，该流体压力即动脉血管中的血压。

说明书

弹性管内流体波动压力及弹性管顺应性的量测方法及装置

技术领域

[0001] 本发明是有关一种弹性管内流体波动时的压力量测方法及装置，尤指一种波动流体于弹性管内的即时性连续压力及弹性管动态顺应性的量测方法及装置。

背景技术

[0002] 依目前人类死亡因素而言，心血管疾病即主要的死亡因素之一，如今心血管疾病相关的预防与诊疗已是备受关注的课题。心血管疾病主要的病因是动脉血管硬化。目前非侵入式(Noninvasive)动脉参数检测技术，主要是量测「动脉血压(Arterial Blood Pressure)」、「脚踝与上臂血压比值(ABI，Ankle Branch Index)」、「脉波波速(PWV，Pulse Wave Velocity)」和「动脉顺应性(Arterial Compliance)」。

[0003] 动脉血压即是量测血液在血管壁内的压力，现行量测技术可分为「暂态血压量测」及「连续血压量测」，暂态血压量测为目前最广泛使用的心血管参数，主要依据Korotkoff于1905年所提出的柯氏听音法(Korotkoff sounds)及其衍生的压振法(Oscillometric Method)，可量测动脉血管的收缩压(SBP)、舒张压(DBP)及平均血压(MBP)，通过量测血压的高低，可判别不同程度的高血压疾病。

[0004] 脚踝与上臂血压比值ABI常用于评估下肢血管阻塞情况，适合检测因血栓(粥状硬化)所造成的血管阻塞；脉波波速PWV通过心电图(ECG)的提供时间基准，分别撷取两个电极位置上动脉的脉压波形，由两脉波的时间差测得动脉波速，评估动脉硬化的程度；至于动脉顺应性(Arterial Compliance)，其定义为单位压力下血管体积(或管径)的变化。现行技术因受限于无法同时量测血压和血管体积(或管径)，均以量测脉压为主，并以Windkessel Model计算出大小动脉血管顺应性C1及C2。上述血管参数量测技术，均由连续血压量测而间接估算而来。现行量测连续血压的技术主要分为「压张计量测法(Tonometric Method)」与「袖带连续血压量测法」。

[0005] 「压张计量测法(Tonometric Method)」，是以压张计(Tonometer)直接按压于血管上方的皮肤，量测血管的连续血压，但此法往往因量测下压深度的不确定无法反映出真实的脉压(Pulse Pressure)大小，只能通过于另一手上臂，利用传统袖带血压计量测动脉收缩压、舒张压及平均血压，以调整压张计脉波讯号的准位及振幅。根据压张计量测法所开发的仪器，如美国HDI公司的CVProfilor、澳洲AtCor Medical公司的SphygmoCor、义大利DiaTecne公司的PulsePen及日本Colin公司的Colin CBM-7000。

[0006] 「袖带连续血压量测法」是依据1973年 所提出的血管无负载(Vascular Unloading)概念，即当袖带内压力等于血管内血压时，血管处于无负载的状态，也就是血管壁压为零，此时，若根据作用力等于反作用力的原理，控制压力袋内压力将因脉搏所造成体积的变化补偿为零，维持血管内体积不变，即可由袖带内压力变化量测到血管的连续血压。K.H.Wesseling于是根据 法研发出Finapres手指脉压仪，该仪器利用指套式袖带(Finger Cuff)量测手指脉压，但由于平均血压会受到生理影响而改变，K.H.Wesseling于是发展出袖带压力的补偿法则，称为生理校准(Physiocal；Physiologic Calibration)，该法则于每记录10个脉波后，调整袖带内平均压力，以维持血管体积于无负载的状态。且为了能长时间监控血压的变化，Finapres于每30分钟交换不同的手指进行量测，以避免长期加压造成血液循环不良。

[0007] 1980年日本K.YAMAKOSHI教授针对K.H.Wesseling法则无法及时调整袖带平均压力的缺点进行改善，进而提出体积补偿法(Volume Compensation Method)，于每次心搏后(Beat to Beat补偿方式)，依据脉波振幅与袖带平均压力的关系，控制伺服系统，调整袖带内平均压力，以维持血管体积不变。此外，K.YAMAKOSHI将袖带气囊缩小，改以局部加压的方式，改善了Finapres袖带环状加压易造成手指血液循环不良的问题。但其后的研究发现手指所量测的血压会低估5～10mmHg，于是以相同技术量测手腕桡动脉血压。但研究后又发现，无论是压张计量测法或 法皆因无法于交变血压下，维持血管的无负载状态，所以无法准确量测到血管内真实血压。2007年本发明人发展出创新的血压量测技术，称为组织控制法(Tissue Control Method，TCM)，该量测法通过维持在临界位置下，追纵血管的交变脉压，造成血管负载解耦的状况，以维持血管于无负载状态，虽可获得血管的管径变化，但同时也失去该量测点的交流压力讯号(失去控制器之参考压力)；为了可以估测血管的阻抗，采用自调适控制法则，并以前一脉波的峰对峰脉压做为参考压力，如此虽可获得Beat-based的血管内连续血压，但明显的不精确，如图11所示；此外所获得的血管动脉阻抗性也只是一个脉压周期的近似平均值，如图12。换句话说，虽然组织控制法TCM造成血管处于无负载下，但因失去参考压力而造成无法量测到即时性的血管的连续血压及动态顺应性。为改善上述缺点，本发明人提出即时性(Real-time Based)的血管负载解耦技术(Vasular Loading DecouplingTechnique，VLDT)以量测波动弹性管管内的连续血压及弹性管的动态顺应性。

发明内容

[0008] 本发明目的之一，在于解决上述的问题而提供一种波动流体于弹性管内的即时性连续压力及弹性管动态顺应性量测方法及装置，以非侵入式的方法，通过血管负载解耦技术(VLDT)将弹性管及其它周围组织特性分离，可准确地测得弹性管内流体的即时且连续压力的变化及弹性管的动态阻抗。

[0009] 量测过程中，可将弹性管与周围组织以解耦(Decoupled)技术将周围组织与弹性管的特性分离，即可获得弹性管内流体的即时且连续压力的变化及弹性管的动态阻抗；也可将一部分的弹性管与周围组织耦合，使该部分的弹性管视为周围组织的一部分，再以解耦(Decoupled)技术将这耦合的周围组织与另一部分弹性管的特性分离，也可获得弹性管内流体的即时且连续压力的变化及部分弹性管的动态阻抗。

[0010] 本发明目的之二，在于通过待测弹性管的动态阻抗可识别出待测弹性管的动态等效的质量、阻尼与劲度等机械特性。其中劲度的倒数即为待测弹性管的动态顺应性。

[0011] 前述的待测弹性管外包覆有具弹性的周围组织，于待测弹性管内则有波动的流体流动，其流体压力Pb包含直流压力 及交流压力ΔPb的加总，利用非侵入的方式对该待测弹性管量测，此方法包括：

[0012] 搜寻临界深度 利用一直流致动器在待测弹性管正上方由该周围组织的表面下压，并量测下压的深度及表面的压力，比较压力的峰对峰值直到最大值的深度即为待测弹性管的临界深度 在临界深度 时，在周围组织表面上量测的直流压力 等于弹性管内波动流体的直流压力

[0013] 更新临界深度 待测弹性管在流体流动的过程中产生的直流压力 变化，利用一直流控制器对该直流压力 产生相应的控制增益Gd，即令该直流压力 变化为增加时令该直流致动器对应下移增压，直流压力 变化为减少时则直流致动器对应上移减压，以令临界深度 随直流压力 变化而更新深度；

[0014] 估测瞬间参考压力 于临界深度，同时交流压力ΔPb为零时，交流致动器不动，开始连续撷取此待测点(n)前至少连续三点的瞬间参考压力，并以一预测手段估测出下一点，即待测点(n)的瞬间参考压力 其后采取隔点交流致动器静止不动，撷取新的瞬间参考压力 估测下一点的瞬间参考压力，如此周而复始；

[0015] 识别待测弹性管阻抗Zv：撷取该待测点(n)前一点(n-1)的参考增益值Ga(n-1)、该待测点(n)的瞬间参考压力 该待测点(n)的压力差异ΔPe(n)、以及该待测点(n)前一点(n-1)的压力差异ΔPe(n-1)，以识别出该待测点(n)的并联阻抗H1，并以此并联阻抗H1以及周围组织、交流致动器及直流致动器加总的阻抗Zt计算出该待测弹性管的阻抗Zv；

[0016] 计算交流控制器之控制增益Ga(n)：在识别待测弹性管阻抗步骤的同时，利用自适应法则及并联阻抗H1计算交流控制器于该待测点(n)时的增益值Ga(n)，以此增益值Ga(n)做为下一待测点(n+1)的增益值Ga(n+1)的参考增益值；

[0017] 追踪交流压力及量测待测弹性管的管径变化Δλv：于该直流致动器在下压至临界深度的同时，以该参考压力 及控制增益值Ga(n)，驱动一交流致动器以追踪交流压力ΔPb，该交流致动器对待测弹性管在此交流压力ΔPb下的脉动相应产生位移变化Δλs，同时令周围组织表面可测得一压力差异ΔPe，且利用一交流控制器于交流压力ΔPb时对周围组织与待测弹性管的并联阻抗H1产生相应的控制增益Ga，而控制该交流致动器令该压力差异ΔPe维持固定，此时测量该交流致动器于交流压力ΔPb时的位移变化Δλs，此位移变化Δλs即为待测弹性管顺应流体交流压力变化时实际的管径变化Δλv；

[0018] 计算待测弹性管内即时性连续压力Pb(n)：依识别出的阻抗Zv以及该管径变化Δλv估测出待测弹性管于该待测点时流体的交流压力ΔPb(n)，以此交流压力ΔPb(n)与相等于流体直流压力 的直流压力 计算出待测弹性管内的即时动态压力Pb(n)；回到估测参考压力步骤以估测出的交流压力ΔPb(n)与前连续二次撷取的瞬间参考压力估测下一待测点(n+1)的有效参考值 以此循环地往下估测每一待测点(n)的流体压力Pb，以得到待测弹性管的即时连续压力。

[0019] 于该搜寻临界深度 步骤之后，以及更新临界深度 步骤之前，还包含一定义虚拟临界深度 步骤，如果只要量测弹性管一部分的顺应性，可将一部分交流压力ΔPb分配加至脉压的直流压力 以产生控制直流致动器下压至拟临界深度 所需的直流压力 在虚拟临界深度 周围组织表面所量测得的阻抗Zt仅为周围组织及一部分弹性管的阻抗，不含未分配的弹性管阻抗，是为解耦；若以未分配的交流压力ΔPb′做为交流致动器的追踪压力信号，未分配部分的弹性管将持续以无负载脉动，如同前所定义的临界深度 下的追踪控制，但周围组织表面所获得的交变位移仅为未分配部分弹性管位移及其动态阻抗。其后的更新临界深度 估测瞬间参考压力 步骤之中所界定的临界深度 则由虚拟临界深度 取代。

[0020] 其中，还包含一计算待测弹性管的动态顺应性步骤，在追踪交流压力下所获得的待测弹性管动态阻抗Zv，进一步分离出动态等效质量Mv、阻尼Dv及劲度Kv等机械特性，其中以劲度Kv的倒数为待测弹性管的动态顺应性。

[0021] 本发明的装置包括：

[0022] 一设于周围组织表面的侦测单元，至少由一直流致动器、一交流致动器、一直流位移感测器、一交流位移感测器、以及一压力感测器构成，其中该交流致动器位于该直流致动器中而可相对于直流致动器独立地上下位移，该压力感测器设于该交流致动器与该周围组织表面接触的端面；

[0023] 一控制单元，用于讯号分析处理，分别与该直流致动器、该交流致动器、该直流位移感测器、该交流位移感测器及该压力感测器电性连结；

[0024] 该直流致动器，依该控制单元控制的控制增益Gd对周围组织表面执行下压的位移动作，且利用该直流位移感测器测量此直流致动器的位移量，该控制增益Gd是由一直流控制器处理；

[0025] 该交流致动器，受该控制单元控制而随待测弹性管内的流体交流压力ΔPb而上下位移，且利用该交流位移感测器测量此交流致动器的位移变化Δλs，而交流致动器对并联阻抗而生的控制增益Ga则由一交流控制器处理；

[0026] 该压力感测器，用以量测该直流致动器下压时在周围组织表面的直流压力 并追踪交流致动器于该周围组织表面位移时测得的交流压力ΔPb，并将压力讯号传送至该控制单元作讯号处理。

[0027] 本发明的优点在于：

[0028] 可准确地测得弹性管内流体的即时且连续压力的变化及弹性管的动态阻抗。

[0029] 本发明的上述及其他目的与优点，不难从下述所选用实施例的详细说明与附图中，获得深入了解。

[0030] 当然，本发明在某些另件上，或另件的安排上容许有所不同，但所选用的实施例，则于本说明书中，予以详细说明，并于附图中展示其构造。

附图说明

[0031] 图1是本发明量测装置的示意图。

[0032] 图2a是公知量测方法中，上、下肌肉组织、皮肤、血管及桡骨等部分的物理模型的示意图。

[0033] 图2b是将图2a以阻抗等效后的物理模型的示意图。

[0034] 图2c是图2b等效后的机械电路模型的示意图。

[0035] 图2d是图2c简化后的机械电路模型。

[0036] 图3a是本发明中，上、下肌肉组织、皮肤、血管及桡骨等部分的物理模型的示意图。

[0037] 图3b是将图3a以阻抗等效后的物理模型的示意图。

[0038] 图3c是图3b等效后的机械电路模型的示意图。

[0039] 图3d是图3c简化后的机械电路模型。

[0040] 图3e是血管负载解耦控制中的机械电路模型。

[0041] 图4是本发明的血管负载解耦技术的控制方块图，其为在虚拟临界深度处，维持桡动脉直流压力及追踪交流压力的示意图。

[0042] 图5是本发明为维持虚拟临界深度，对桡动脉直流压力的控制图。

[0043] 图6是本发明于虚拟临界深度追踪桡动脉交流压力的控制图。

[0044] 图7是本发明量测方法第一实施例的步骤图。

[0045] 图8是本发明量测方法第二实施例的步骤图。

[0046] 图9是本发明在桡动脉血管阻抗的验证比较图。

[0047] 图10是本发明验证在桡动脉管内血压的验证比较图。

[0048] 图11是组织控制法TCM在桡动脉血管阻抗的验证比较图。

[0049] 图12是组织控制法TCM在桡动脉管内血压的验证比较图。

具体实施方式

[0050] 本发明提供一种弹性管内流体波动压力及弹性管顺应性的量测方法及装置，前述待测弹性管的回路可包含封闭系统及开放系统，流体于待测弹性管内经加压而循环流动，流体压力包含直流压力 及交流压力ΔPb，待测弹性管外包覆有具弹性的周围组织，利用此量测方法以非侵入的方式量测。

[0051] 此述待测弹性管的种类繁多，凡具有弹性的管体且内可供波动流体流动者，即能在待测弹性管测得压力，而在本实施例中是以动脉血压的即时性连续压力量测为例，其中动脉血管的回路呈封闭系统，所述的待测弹性管于本实施例中特别是指桡动脉，于待测弹性管中波动的流体为血液，而周围组织即为桡动脉血管周围的肌肉组织。

[0052] 『本发明的关键技术』

[0053] 一、本发明的关键技术是利用两组致动器，包含直流致动器与交流致动器，换句话说，就是将直流致动器和交流致动器的感测头维持在临界深度(或虚拟临界深度)，这时可以获得待测弹性管除外的周围组织的阻抗；另外，以交流控制器追踪交流压力的方式，使待测弹性管随着交流压力单独脉动，而待测弹性管除外的周围组织维持不变，如同刚体运动，形成以临界深度(或虚拟临界深度)为界，两者解耦(Decoupled)运动的情形，如此才有可能探讨待测弹性管的真实压力、管径位移及其阻抗，此为关键技术一。

[0054] 二、不过从控制观点，当追踪到交流压力时，它也失去待测弹性管的交流压力。因此采用自适应法则及追-停(Step-Hold)控制来估测待测弹性管参考压力、识别其阻抗、计算控制器增益、追踪待测弹性管的交流压力及量测待测弹性管的位移等步骤，进而计算出弹性管内流体的即时动态压力，此为关键技术二。

[0055] 三、在追踪交流压力下所获得的待测弹性管动态阻抗可进一步分离出动态等效质量、阻尼及劲度。其中劲度的倒数即为待测弹性管动态顺应性，此为关键技术三。

[0056] 『量测装置』

[0057] 于本实施例中所应用的量测装置，如图1、3a所示，包含一侦测单元1以及一控制单元(图中未示)，该侦测单元1设于皮肤表面A，在皮肤表面A下为上肌肉组织B，于本实施例中是由一直流致动器10、一交流致动器11、一直流位移感测器12、一交流位移感测器13、以及一压力感测器14构成，其中该交流致动器11位于该直流致动器10中而可相对于直流致动器10独立地上下位移，该压力感测器14设于该交流致动器11与该皮肤表面A接触的端面，而该控制单元用于讯号分析处理，此控制单元分别与该直流致动器10、交流致动器11、直流位移感测器12、交流位移感测器13、及该压力感测器14电性连结。

[0058] 直流致动器10，依该控制单元控制的控制增益Gd对周围组织表面执行位移动作，且利用该直流位移感测器12测量此直流致动器10的位移量，该控制增益Gd是由一直流控制器处理；

[0059] 该交流致动器11，受该控制单元控制而随待测弹性管内的流体交流压力ΔPb而上下位移，且利用该交流位移感测器13测量此交流致动器11的位移变化Δλs，而交流致动器11做动所需的控制增益Ga则由一交流控制器处理；

[0060] 该压力感测器14，用以量测该直流致动器10下压时在周围组织表面的直流压力并追踪交流致动器11于该周围组织表面位移时测得的交流压力ΔPb，并将压力讯号传送至该控制单元作讯号处理。

[0061] 『公知量测方法的物理模型建构』

[0062] 请参照图2a，其为公知量测方法针对动脉血管与肌肉组织等部分所建构出的物理模型，其中在图2a左半部，由上至下分别为皮肤、上肌肉组织、动脉血管、下肌肉组织与桡骨，其中，皮肤标示为点a、动脉血管的上下位置分别标示为点b与点c，以及桡骨标示为点d；而在图2a的右半部，是针对上肌肉组织(upper tissue)、动脉血管(arterial blood vessel)与下肌肉组织(lower tissue)的各部分以质量(mass)、阻尼(damping)与劲度(stiffness)作模拟的物理模型。

[0063] 此外，进一步假设动脉血管的运动模型是一种集合总成的状态，因此，我们可以利用一质量单元M、一阻尼单元D以及一劲度单元K来表达从皮肤到桡骨处之间每一部分的运动行为，此运动行为是动脉血压从血管传递至皮肤处的力量所造成，并且，如果我们假设从血管到皮肤处的力量的传递特性是相同于压力的传递特性，那么上述各别部分的质量单元M、阻尼单元D与劲度单元K即可以被定义为

[0064] K＝Pk/λ

[0065] 其中，P表压力，λ表位移。接着，通过使用拉式转换(Laplace Transform)，对每一部份以阻抗(impedance)Z来定义，如：2

[0066] Z(s)≡P/λ＝Ms+Ds+K

[0067] 请参阅图2a、2b，其分别以下标h、t1、v以及t2来表示侦测单元、上肌肉组织、动脉血管以及下肌肉组织，如此，符号Zh、Zt1、Zv以及Zt2即可代表上述集合总成模型中的每一相对应部分的阻抗。

[0068] 进一步将上述的位移λ比拟为电压，压力P比拟为电流，则可将动脉血压以等效机械电路模型来表示，如图2c所示，其为在受压处的动脉血压至皮表间传输的等效机械电路模型；接着，将侦测单元的阻抗Zh以及上下肌肉组织的阻抗Zt1、Zt2组合在一起，并以Zt作为侦测单元与肌肉组织组合后的阻抗，并将原来的电路模型简化成图2d，其中：

[0069] 1/Zt＝1/Zh+1/Zt1+1/Zt2

[0070] 上述的侦测单元可以是一具有空气伺服控制装置(pneumatic servo)的袖袋(cuff)或是一具有压电致动器(piezo-actuator)的动脉血压计(artery tonometry)。若侦测单元采用设有压电致动器的动脉血压计时，在与肌肉组织相比较下，侦测单元的阻抗即可被忽略掉；但是，若采用空气伺服控制装置的袖袋来做时，侦测单元的阻抗仍须被纳入考虑。另外，肌肉组织与血管的阻抗并非常数，而是随着下压深度来改变。

[0071] 在图2d中，由皮表处量测得的血压Ps响应是由下压深度λs以及动脉血压Pb的激励所造成，而皮表处测得的血压Ps可表示成：

[0072] Ps＝[ZtZv/(Zt+Zv)]λs+[Zt/(Zt+Zv)]Pb

[0073] 有鉴于此物理模型基础并无法准确地测得弹性管内的即时性连续压力及阻抗等特性行为，故针对本发明的量测方法而对该物理模型重新建构如下。

[0074] 『本发明量测方法的物理模型建构』

[0075] 请参照图3a，其为本发明针对桡动脉与肌肉组织等部分所建构出的物理模型，其中在图3a左半部，由上至下分别为皮肤(skin)、上肌肉组织(upper tissue)、桡动脉(arterial blood vessel)、下肌肉组织(lower tissue)、以及桡骨(radius)，其中，肌肉组织表面(即皮肤表面处)标示为点a、桡动脉的上下位置分别标示为点b与点e，以及桡骨标示为点f，于此并将桡动脉区分成内桡动脉(即为不被压缩的部分桡动脉)以及外桡动脉(即为被压缩的部分桡动脉)两个部分，并于上下的分界位置处分别标示为点c与点d。而在图3a的右半部，是针对上肌肉组织、桡动脉与下肌肉组织的各部分以质量(mass)、阻尼(damping)与劲度(stiffness)作模拟的物理模型。

[0076] 此外，进一步假设桡动脉的运动模型是一种集合总成的状态，因此，我们可以通过一质量单元M、一阻尼单元D以及一劲度单元K来表达从皮肤到桡骨处之间每一部分的运动行为，此运动行为是动脉血压从血管传递至皮肤处的力量所造成，并且，如果我们假设从血管到皮肤处的力量的传递特性相同于压力的传递特性，那么上述各别部分的质量单元M、阻尼单元D与劲度单元K即可以被定义为

[0077] K＝Pk/λ (1)

[0078] 其中，P表压力，λ表位移。接着，通过使用拉式转换(Laplace Transform)，对每一部分以阻抗(impedance)Z来定义，如：2

[0079] Z(s)≡P/λ＝Ms+Ds+K (2)

[0080] 请参阅图3a、3b，其分别以下标h表示侦测单元1、以下标t1表示上肌肉组织、以下标v1表示上下外桡动脉、以下标v2表示内桡动脉、以及下标t2表示下肌肉组织，如此，符号Zh、Zt1、Zv1、Zv2及Zt2即可代表上述集合总成模型中的每一相对应部分的阻抗。

[0081] 进一步将上述的位移λ比拟为电压，压力P比拟为电流，则可将动脉血压以等效机械电路模型来表示，如图3c所示，其为在受压处的桡动脉血压至皮表间传输的等效机械电路模型；接着，将侦测单元1的阻抗Zh、上下肌肉组织的阻抗Zt1、Zt2、以及外桡动脉的阻抗Zv1组合在一起，并以Zt作为侦测单元1与肌肉组织组合后的阻抗，并将原来的电路模型简化成图3d，其中：

[0082]

[0083] 上述的侦测单元1可以是一具有空气伺服控制装置(pneumatic servo)的袖袋(cuff)或是一具有压电致动器(piezo-actuator)的动脉血压计(artery tonometry)。若侦测单元1采用设有压电致动器的动脉血压计时，在与肌肉组织相比较下，侦测单元1的阻抗即可被忽略掉；但是，若采用空气伺服控制装置的袖袋来做时，侦测单元1的阻抗仍须被纳入考虑。另外，肌肉组织与桡动脉的阻抗并非常数，而是随着下压深度来改变。

[0084] 在图3d中，由皮表处量测得的压力Ps响应系由下压深度λs以及桡动脉血压Pb的激励所造成，而皮表处测得的压力Ps可表示成：

[0085]

[0086] 因为桡动脉血压Pb是由桡动脉的直流压力 与桡动脉的交流压力ΔPb两者加总而成。

[0087] 『分配K值以限制动脉血管于脉动时可扩张的范围』

[0088] 于本发明中可将桡动脉一部分的交流压力ΔPb分配加至血液直流压力 做为直流致动器控制10的命令信号 令直流致动器10对动脉部分管壁压缩，以限缩动脉可扩张的范围而使交流致动器11的位移及速度可相对缩小，这时直流致动器10所下压的深度称为虚拟临界深度 并控制直流致动器10以维持经分配后的直流压力 而剩余的交流压力则做为交流致动器11的追踪信号ΔPb′，以达成不被压缩部分的动脉单独脉动，不受周围组织的影响，达到解耦的状况。

[0089] 因此，经分配后的桡动脉压力可以分为直流压力 及交流压力ΔPb′两部分。其关系可以以下式(5)表示：

[0090] ΔPb′＝(1-K)ΔPb (5)

[0091] 其常数K为分配比例，范围为0≤K＜1。以下分别来说明桡动脉在直流压力及交流压力ΔPb′激励下的情况：

[0092] 『桡动脉在直流压力 激励下的分析』

[0093] 前述式(4)若只在直流压力 激励下可改写为

[0094]

[0095] 如果维持皮表下压压力 等于桡动脉的直流压力 时， 由式(6)可得[0096]

[0097] 其中 即为虚拟临界深度，也就是当 时的下压深度；式(7)说明在这虚拟临界深度时，皮表所量测的阻抗Zs仅为侦测单元、肌肉组织及上下外桡动脉的阻抗Zt，不包含内桡动脉的阻抗Zv2。也说明在虚拟临界深度时，内桡动脉的阻抗Zv2是与其它周围组织的阻抗Zt解耦的。

[0098] 『桡动脉在交流压力ΔPb′激励下的分析』

[0099] 进一步考量在虚拟临界深度 处，桡动脉交流压力激励下所造成的影响，则式(4)可改写为

[0100]

[0101] 将式(7)以及 代入式(8)，并令皮表量测的交流压力ΔPs′＝0，可以获得[0102]

[0103] 由图3e得知，如果皮表压力维持 也就是控制皮表直流压力等于桡动脉直流压力， 同时追踪控制桡动脉交流压力ΔPb′，使皮表交流压力ΔPs′＝0时，流过内桡动脉的血压即为桡动脉交流压力ΔPb′。因此由式(9)可知皮表的位移变化Δλs′即为内桡动脉的血管位移变化Δλv′，这也说明当内桡动脉在单独脉动时，其它的周围组织如刚体般的运动，两者的阻抗又处于解耦的状况，也使内桡动脉的脉动真正处于无负载状况，所获得的阻抗Zv2不受周围组织的影响；也可估测桡动脉管内的真实连续血压，如式(10)：

[0104]

[0105] 『血管负载解耦技术(Vascular Loading Decoupling Technique，VLDT)』[0106] 本发明的血管负载解耦技术是根据上节的分析，要获得桡动脉管内真实的连续血压需要一直流致动器来控制皮表的直流压力等于桡动脉的直流压力， 以维持下压深度在虚拟临界深度，并以一交流致动器来追踪桡动脉的交流血压ΔPb′以形成解耦的现象，这两组致动器的控制方块图请参阅图4。其中Gd为直流控制增益，并配合自适应法则，维持直流开环路增益为定值GdH1＝Kd，以控制直流误差εd在容许的误差范围内；至于交流控制部分，Ga为交流控制增益，为了识别内桡动脉的阻抗Zv2，也采用自适应法则，维持交流开环路增益为定值GaH1＝Ka，以控制交流流误差εa在一定的误差范围内，估算并联阻抗H1，进而计算内桡动脉的阻抗Zv2；又应用追-停(Step-Hold)的控制法则，估测参考交流压力追踪交流压力ΔPb′，以达量测的即时性(real-time based)。而压力感测器量测得的压力Ps，经FUNC的程式处理分出直流压力信号 及交流压力信号ΔPss′，分别做为直流控制器及交流控制器的反馈信号。

[0107] 有关直流部分及交流部分的血管负载解耦技术分别说明如下：

[0108] 『直流部分的血管负载解耦技术』

[0109] 直流部分的解耦控制如图5所示。在于维持下压深度在于虚拟临界深度 (或临界深度 如果不分配部分的桡动脉交流压力，K＝0的情况)。换句话说，直流控制器的命令信号 需为桡动脉的直流压力 及被分配的部分桡动脉交流压力KΔPb，也就是所说的桡动脉直流压力 如式(11)表示：

[0110]

[0111] 根据控制理论及图5，实际反馈的皮表压力 为

[0112]

[0113] 误差εd为

[0114]

[0115] 其中分压阻抗H2＝Zt/(Zt+Zv2)小于1。因此可调整式(13)中的控制增益Gd，以限制误差的范围，但由于并联阻抗H2＝ZtZv2/(Zt+Zv2)的特性并非常数，为确保误差εd，采用自适应法则，维持直流开环路增益为定值GdH1＝Kd。如果设定Kd＝499，则误差εd将小于0.2％。换句话说，这时直流致动器10的下压深度几乎为虚拟临界深度 (或临界深度这时的作用如同『桡动脉在直流压力 激励下的分析』。

[0116] 『交流部分的血管负载解耦技术』

[0117] 当直流致动器下压在虚拟临界深度 (或临界深度 时，尚未分配的桡动脉交流压力ΔPb′＝(1-K)ΔPb，需要一交流控制器控制一交流致动器11，随着未分配的桡动脉交流压力ΔPb′的起伏移动位移Δλs′，以维持命令信号为0，ΔPs′＝0，如图6所示。

[0118] 根据控制理论，实际的反馈交流压力ΔPss′为

[0119]

[0120] 其误差εa为

[0121]

[0122] 同理，也采用自适应法则，调整交流控制增益Ga，使之维持交流开环路增益为定值GaH1＝Ka。如果令Ka＝199，其追踪交流压力的误差εa将小于0.5％。这时内桡动脉在虚拟临界深度的位置上单独脉动的情况几乎如同『桡动脉在交流压力ΔPb′激励下的分析』。

[0123] 从式(14)可以得知实际的反馈交流压力ΔPss′极小，因此压力感测器14所量测的信号几乎为桡动脉的直流压力 并不含其交流压力ΔPb′。换句话说，若要计算桡动脉管内真实的连续血压Pb，需应用式(10)才可。式(10)中的血管管径变化的位移Δλs′可由交流位移感测器13得知，因此需要先识别内桡动脉的阻抗Zv2；也就是要先识别阻抗Zt与阻抗Zv2组成的并联阻抗H1，其中阻抗Zt可由式(9)取得。因此内桡动脉阻抗Zv2可由式(16)得知

[0124]

[0125] 依据图6，识别并联阻抗H1决定于压力感测器14的交流压力信号ΔPs′、参考压力 及交流位移感测器13的信号Δλs′。但上述三种信号少了参考压力 的讯息，因此如何使压力感测器14也能取得参考压力 是关键所在。本发明人提出追-停(Step-Hold)的控制法则，在停(Hold)的阶段(n-1阶段)，命令交流致动器11静止不动，交流位移感测器13的信号Δλs′为0，这时压力感测器14可以获得参考压力 如果有三点以上的参考压力，则可应用spline函数曲线拟合技术估测在追(Step)的阶段(n阶段)的考压力 因此在追(Step)的阶段的并联阻抗H1(n)及驱动交流致动器的控制增益Ga(n)，可由下列公式获得：

[0126]

[0127]

[0128] 接着执行追踪交流压力，获得交流位移Δλs′，以式(16)计算内桡动脉的阻抗Zv2(n)，再进入停(Hold)的阶段，以式(10)计算血管内的即时连续血压Pb。然后估测下一追(Step)的阶段的参考压力 计算并联阻抗H1(n)及控制增益Ga(n)，再执行追(Step)的阶段的追踪控制；如此循环控制，则可获得桡动脉在单独脉动下的即时连续血压Pb及动态阻抗Zv2。

[0129] 『识别桡动脉即时机械特性(Mv、Dv、Kv)及动态顺应性C3』

[0130] 依据阻抗Zv2的定义，是由质量Mv、阻尼Dv与劲度Kv等机械特性组成如式(19)。

[0131]

[0132] 将式(19)通过数位化转换(bilinear transform)，可以识别出质量M、阻尼D与劲度K的矩阵参数，如式(20)所示：

[0133]

[0134] 再由式(21)即可得知待测桡动脉的动态质量Mv、阻尼Dv与劲度Kv：

[0135]

[0136] 式(21)中劲度Kv的导数即为桡动脉的动态顺应性，定义为C3，有别于应用Windkessel Model计算出大小动脉血管顺应性C1及C2。值得一提的是：C3非但具动态性，而且是采用直接量测，非使用Model计算。更重要是它是在桡动脉单独脉动，不受其他周围组织影响下量取的。

[0137] 『本发明量测方法的第一实施例』

[0138] 本发明的第一实施例如图7所示，是以比例K，K值设定为大于0且小于1，将部分桡动脉交流压力KΔPb加至桡动脉的直流压力 ，做为直流控制器的命令信号，以维持直流致动器10下压于虚拟临界深度 也就是 时的下压深度；另外以其余未分配的桡动脉交流压力(1-K)ΔPb＝ΔPb′做为交流致动器需要以上下位移来追踪的交流压力。这时桡动脉的单独脉动仅是未被分配的部分。换句话说，采用了分配法则，仍然造成血管脉动的解耦，可以获得血管内的即时真实血压，但只能获得血管脉动部分的动态顺应性。此实施例可应用于血管的交流压力变化极速，交流致动器的追踪响应不及时，可以通过K值的分配同样获得血管内的真实血压。第一实施例的量测方法主要包含下列步骤：

[0139] 搜寻临界深度 首先，利用该直流致动器10在桡动脉的正上方，由该肌肉组织表面下压，并以该直流位移感测器12于肌肉组织表面量测下压的深度，并由该压力感测器14测量该肌肉组织表面的压力，利用该控制单元于直流致动器10下压时比较压力的峰对峰值，直到峰对峰值为最大值的深度时，此深度即为桡动脉的临界深度 即述临界深度 的测得即所谓「压振法」，此时于周围组织表面下压至此临界深度 量测到的直流压力 等于血液流动的直流压力

[0140] 定义虚拟临界深度 此步骤是当该临界深度 搜寻到之后，维持一段时间，并通过压力感测器14所量测的交流压力来判断是否要启用分配法则，并决定K值。再利用该直流致动器10由该临界深度 再对桡动脉部分的管壁下压，由该直流位移感测器12测量再下压的位移，直流致动器10再下压的深度即前述的虚拟临界深度

[0141] 更新虚拟临界深度 由于桡动脉在血液流动的过程中产生的直流压力 及交流压力ΔPb会有变化，利用该控制单元分析此直流压力 变化，且令直流控制器对该直流压力 的差异产生相应的控制增益Gd，以维持压力感测器14的直流压力 等于桡动脉直流压力 即令该直流压力 的差异为增加时，令该直流致动器10对应下移增压，直流压力的差异为减少时，则直流致动器10对应上移减压，以令虚拟临界深度 随直流压力 变化更新深度，此时虚拟临界深度 位置更新是随着时间而动态的变化，以维持待测弹性管内外直流压力相等，此时待测弹性管与周围组织是解耦的状况。值得一提的是，虚拟临界深度的存在是因应交流致动器11的追踪响应不及血液流动的交流压力的变化而产生的；因此，若交流致动器11于追踪响应可及于液体压力变化时，即可不须定义此虚拟临界深度而直接于临界深度 追踪即可。

[0142] 估测瞬间参考压力 当在虚拟临界深度，同时交流压力为零时，交流致动器11静止不动，即为停(Hold)的阶段，对桡动脉内任一即时动态血压Pb的待测点(n)，于对应的虚拟临界深度 处，撷取此待测点(n)前连续三点的瞬间参考压力 并以样条拟合技术(spline curve fittingtechnique)估测出下一点，即此待测点(n)瞬间血压变化的瞬间参考压力 其后，则采取隔点时交流致动器11静止不动以撷取新的瞬间参考压力，估测下一点的参考压力，如此周而复始重复此步骤。

[0143] 识别桡动脉阻抗Zv2：首先以该待测点(n)的参考压力 及压力差异ΔPe′(n)、以及该待测点(n)前一点(n-1)的压力差异ΔPe′(n-1)，及控制增益值Ga(n-1)识别出该待测点(n)的桡动脉并联阻抗H1，并以此并联阻抗H1以及桡动脉以外的周围组织加总的阻抗Zt计算出该桡动脉的阻抗Zv2。

[0144] 计算交流控制器的控制增益Ga(n)：在识别桡动脉阻抗步骤的同时，可利用该并联阻抗H1计算交流致动器11于该待测点(n)时的控制增益值Ga(n)，此控制增益值Ga(n)将做为待测点(n)的追踪交流压力的控制增益。

[0145] 追踪交流压力及量测桡动脉的管径变化Δλv：在直流致动器10对肌肉组织的表面下压至虚拟临界深度 的同时，交流致动器11进入追(Step)阶段，以控制增益Ga(n)在虚拟临界深度 上下位移Δλs′来追踪桡动脉交流压力ΔPb′。此时该交流位移感测器13测量的位移变化Δλs′即为桡动脉在虚拟临界深度 下，顺应交流压力ΔPb′变化时的实际管径变化Δλv′。

[0146] 计算桡动脉内即时性连续压力Pb(n)：一旦待测弹性管的阻抗Zv2(n)、管径变化Δλv′及直流压力 已知，即可计算待测弹性管内即时性连续动态压力Pb(n)，是依识别出的阻抗Zv2(n)以及该管径变化Δλv′(n)估测出待测弹性管于该待测点时流体的交流压力ΔPb′(n)，以此交流压力ΔPb′(n)与相等于桡动脉直流压力 的直流压力计算出待测弹性管内的即时动态压力Pb(n)。同时，再回到停(Hold)的阶段，估测下一待测点(n+1)的有效参考压力 以此循环地得到待测弹性管的即时连续压力Pb(n)。

[0147] 『本发明量测方法的第二实施例』

[0148] 如图8所示，为本发明的量测方法的第二实施例，于本实施例中是不对桡动脉的交流压力进行分配，是将该K值设定为等于0，此时该直流致动器10即下压至前述的临界深度 在这种解耦控制下，桡动脉于脉动时为完全扩张。第二实施例的量测方法包含以下步骤：

[0149] 搜寻临界深度 于本实施例中，同样利用该直流致动器10在桡动脉的正上方，由该肌肉组织表面下压，并以该直流位移感测器12于肌肉组织表面量测下压的深度，并由该压力感测器14测量该肌肉组织表面的压力，利用该控制单元于直流致动器10下压时比较压力的峰对峰值，直到峰对峰值为最大值的深度时，此深度即为桡动脉的临界深度 即述临界深度 的测得即所谓「压振法」，此时于周围组织表面下压至此临界深度 量测到的直流压力 等于血液流动的直流压力

[0150] 更新临界深度 由于桡动脉在血液流动的过程中产生的直流压力 会有变化，为了维持解耦控制的特性，令直流控制器以对该直流压力 的差异产生相应的控制增益Gd移动，以维持压力感测器14的直流压力 等于桡动脉直流压力 也就是更新临界深度[0151] 估测瞬间参考压力 当在临界深度 同时交流压力为零时，交流致动器11静止不动，即停(Hold)的阶段，对桡动脉内任一即时动态血压Pb的待测点(n)，于对应的临界深度 处，撷取此待测点(n)前连续三点的瞬间参考压力并以样条拟合技术预测手段地估测出下一点，即此待
测点(n)瞬间血压变化的瞬间参考压力 其后，则采取隔点时交流致动器11静止不动以撷取新的瞬间参考压力，估测下一点的参考压力，如此周而复始重复此步骤。

[0152] 识别桡动脉阻抗Zv2：先以该待测点(n)的有效参考压力 及压力差异ΔPe(n)、以及该待测点前一点(n-1)的压力差异ΔPe(n-1)及控制增益Ga(n-1)，识别出该待测点(n)周围组织阻抗Zt与桡动脉阻抗Zv2的并联阻抗H1，并以此并联阻抗H1及桡动脉以外的周围组织加总的阻抗Zt计算出该桡动脉的阻抗Zv2。

[0153] 计算交流控制器的控制增益Ga(n)：在识别桡动脉阻抗步骤的同时，可利用该并联阻抗H1计算交流控制器11于该待测点(n)时的控制增益值Ga(n)，此控制增益值Ga(n)将做为待测点(n)的追踪交流压力的控制增益。

[0154] 追踪交流压力及量测桡动脉的管径变化Δλv：在直流致动器10下压至临界深度 的同时，交流致动器11进入追(Step)的阶段，以控制增益Ga(n)在临界深度 上下位移Δλs(n)来追踪桡动脉交流压力ΔPb(n)。，此时交流位移感测器13测量位移变化Δλs(n)，即为桡动脉在临界深度 下，顺应交流血压ΔPb(n)变化时实际的管径变化Δλv(n)。

[0155] 计算桡动脉内即时性连续压力Pb(n)：一旦待测弹性管的阻抗Zv2(n)、管径变化Δλv(n)及直流压力 已知，即可计算待测弹性管内即时性连续动态压力Pb(n)，是依识别出的阻抗Zv2(n)以及该管径变化Δλv(n)估测出待测弹性管于该待测点时桡动脉交流压力ΔPb(n)，以此交流压力ΔPb(n)与相等于桡动脉直流压力 的直流压力 计算出待测弹性管内的即时动态压力Pb(n)。同时，再回到停(Hold)的阶段，估测下一待测点(n+1)的参考压力 以此循环地得到待测弹性管的即时连续压力Pb。

[0156] 本实施例与第一实施例相同的步骤包含「搜寻临界深度 「估测瞬间参考压力 「识别桡动脉阻抗Zv」、「计算交流控制器的控制增益Ga(n)」、「追踪交流压力及量测桡动脉的管径变化Δλv」以及「计算桡动脉内即时性连续压力Pb(n)」，而与第一实施例的差异在于，本实施例主要是以临界深度 为解耦深度，故省略第一实施例中「定义虚拟临界深度 以及「更新虚拟临界深度 此二步骤，且第一实施例于「估测瞬间参考压力以及「追踪交流压力及量测桡动脉的管径变化Δλv」等二步骤中所述的虚拟临界深度 于第二实施例中以该临界深度 取代，故于常数K等于0时，同样可量测出桡动脉的动态阻抗以及即时性连续压力。

[0157] 因此，由上述量测方法的步骤说明可归纳出本发明的关键技术，在于：

[0158] 1、以直流致动器保持直流压力的控制技术：

[0159] 保持直流压力的目的，是以直流致动器从周围组织的表面下压待测待测弹性管，造成管外下压力直流压力和管内流体的直流压力相等，这个深度可为前述的临界深度或者为虚拟临界深度，而在临界深度或者为虚拟临界深度的下压直流压力及下压深度所量测的阻抗，只是待测弹性管除外的周围组织的阻抗，不含待测弹性管的阻抗。换句话说，在临界深度或虚拟临界深度的位置，待测弹性管除外的周围组织的阻抗和待测弹性管的阻抗是解耦的。

[0160] 2、追踪交流压力的技术：

[0161] 在临界深度或虚拟临界深度下，控制交流致动器11的位移来追踪待测弹性管的交流压力，形成待测弹性管单独随交流压力脉动，而待测弹性管以外的周围组织以刚体运动，两者形成解耦波动的现象。如此才有可能获得待测弹性管的真实特征及流体压力。

[0162] 但从控制观点，一旦交流压力完全追踪到，也同时失去交流压力的感测；因此需要一些容许的误差，又因为待测弹性管的阻抗随脉动的情形而不同，为维持一定比例的交流压力容许误差，交流控制器使用了自适应控制法则，以可变的控制增益，保持交流控制系统开环路增益为定值的规划。

[0163] 尽管如此，交流控制系统所需的参考压力仍然不明，为此，提出追-停(Step-Hold)的控制方法，先让交流致动器11以停(Hold)的方式量取参考压力，再以估测的技术预估下一点的参考压力，接着进行待测弹性管阻抗的识别，计算可变控制增益，然后交流致动器11执行下一点追(Step)的工作来追踪交流压力，获得待测弹性管位移信号；再回到停-追-停-追的循环模式。如此通过量测待测弹性管位移、追踪交流压力、估测参考压力、识别待测弹性管阻抗、及计算控制增益等技术，可以计算待测弹性管内真实的即时连续压力及动态阻抗。

[0164] 3、待测弹性管动态顺应性分离的技术：

[0165] 由于待测弹性管的动态阻抗Zv2是由等效的质量Mv、阻尼Dv与劲度Kv等机械特性组成，因此在追踪交流压力下所获得连续动态阻抗Zv，可经由式(19)、式(20)及式(21)的识别技术分离出待测弹性管动态等效质量Mv、阻尼Dv与劲度Kv等机械特性，其中劲度Kv的倒数(即1/Kv)为待测弹性管的动态顺应性C3。又因待测弹性管是在解耦状态下脉动，不受待测弹性管以外的周围组织的影响，因此分离出的动态顺应性C3特别具有指标性。

[0166] 『验证』

[0167] 请参阅图9，其是待测弹性管“实际的弹性管阻抗值”与“估测的弹性管阻抗值”的比较图，图中可见该“估测的弹性管阻抗值”在同一脉压周期内也随着时间而不断变化，而与“实际的弹性管阻抗值”所构成的曲线相对地吻合，故可通过本发明的量测方法估测出待测弹性管实际的弹性管阻抗。再请参阅图10，其为待测弹性管“实际的管内压力值”与“估测的管内压力值”的比较图，由于本发明的量测方法可估测出待测弹性管实际的弹性管阻抗，故通过该弹性管阻抗进一步估测的管内压力值即可维持在稳定的误差范围内，而如图中所示，“估测的管内压力值”与“实际的管内压力值”所构成的曲线相对地吻合。

[0168] 『结论』

[0169] 综上所述，可了解本发明所提的量测方法与量测装置，是以非侵入的方式在皮表进行待测弹性管压力、位移、及阻抗等讯号的量测与控制，并进而精准地计算估测出待测弹性管的相关特性，例如待测弹性管的阻抗，即时性连续压力、直流压力、以及待测弹性管的动态顺应性等特性。

[0170] 以上所述实施例的揭示用以说明本发明，并非用以限制本发明，故举凡数值之变更或等效元件的置换仍应隶属本发明的范畴。

[0171] 由以上详细说明，可使熟知本领域技术人员明了本发明的确可达成前述目的，实已符合专利法的规定，所以提出专利申请。