TW202118446A - 血壓量測模組 - Google Patents

Abstract

一種血壓量測模組，包括：頂蓋，具有進氣孔、容置槽及出氣通道，而容置槽內凹設集氣腔室，連通進氣孔，而出氣通道與血壓測量之氣囊連接；微型泵，設置於容置槽內，而封蓋集氣腔室；驅動電路板，封蓋容置槽上；以及壓力感測器，設置於驅動電路板上電連接，且驅動電路板封蓋頂蓋之容置槽，以對容置槽內所導入氣體之壓力作偵測；其中，微型泵受驅動電路板驅動，形成氣體傳輸，讓頂蓋外部氣體由進氣孔導入容置槽內，再經過微型泵持續導入出氣通道聚集至氣囊中，使氣囊膨脹以測量血壓，氣囊的氣體氣壓經過壓力感測器達一閥值，微型泵停止運作。

Description

血壓量測模組

本案關於一種血壓量測模組，尤指一種極薄型，用以與穿戴式電子裝置或行動裝置結合的血壓量測模組。

近年來對於個人身體保健的意識逐漸抬頭，因此衍生出希望能夠常態性的對自身的身體狀況進行檢測，但目前對於檢測身體狀況的儀器大多為固定式，幾乎都要去固定的醫療服務站或是醫院，即便有家庭用的檢測儀器，但體積偏大，攜帶不易，於目前講求快速的社會，已經難以符合使用者的需求。

其中，最能反應身體狀況的非血壓莫屬，每個人的身體中的血管就如同道路般遍佈全身，血壓就如同路況般，能夠了解血液的輸送狀態，因此，身體若發生任何狀況，血壓最清楚。

有鑑於此，如何提供一種能夠隨時且精確測量血壓的裝置，並且能夠與穿戴式裝置或是可攜式電子裝置結合，讓使用者能夠隨時隨地、迅速地確認血壓狀況，實乃目前需要解決之問題。

本案之主要目的係提供一種血壓量測模組，可與穿戴式電子裝置或是可攜式電子裝置結合，供使用者方便攜帶，能夠不受時間、地點等限制完成血壓量測。

本案之一廣義實施態樣為血壓量測模組，包括：一頂蓋，具有一進氣孔、一容置槽及一出氣通道，其中該進氣孔及該出氣通道分別設在不同表面，且各別連通該容置槽，而該容置槽內凹設一集氣腔室，連通該進氣孔，而該出氣通道與血壓測量之一氣囊連接；一微型泵，設置於該容置槽內，而封蓋該集氣腔室；一驅動電路板，封蓋該容置槽上，提供該微型泵之驅動訊號而控制該微型泵之驅動運作；以及一壓力感測器，定位設置於該驅動電路板上電性連接，且該驅動電路板封蓋該頂蓋之該容置槽，供以對該容置槽內所導入氣體之壓力作偵測； 其中，該微型泵受該驅動電路板控制驅動運作，形成一氣體傳輸，讓該頂蓋外部氣體由該進氣孔導入至該容置槽區內，再經過該微型泵持續導入該出氣通道聚集至該氣囊中，供以對該氣囊構成膨脹形成血壓測量運作，該氣囊內聚集氣體經過該壓力感測器監測一閥值，以控制該微型泵停止驅動運作，即可實施完成該氣囊之集壓作業。

體現本案特徵與優點的一些典型實施例將在後段的說明中詳細敘述。應理解的是本案能夠在不同的態樣上具有各種的變化，其皆不脫離本案的範圍，且其中的說明及圖示在本質上當作說明之用，而非用以限制本案。

請參閱第1A圖至第1C圖所示，本案提供一種血壓量測模組，包含一頂蓋1、一微型泵2、一驅動電路板3及一壓力感測器4。

頂蓋1包含有一進氣孔11、一容置槽12、一出氣通道13、一頂板14及一側壁部15，側壁部15自頂板14的周緣垂直延伸形成，且側壁部15與頂板14之間形成容置槽12，容置槽12包含有一集氣腔室12a、一微型泵區12b、一隔板12c及一感測器區12d，容置槽12通過隔板12c區隔出及微型泵區12b及感測器區12d，並於微型泵區12b凹設集氣腔室12a，其中，隔板12c具有一缺口121c，使微型泵區12b與感測器區12d相連通；進氣孔11位於頂板14的表面，並與容置槽12及其集氣腔室12a相連通，出氣通道13設置於側壁部15的表面，且連通容置槽12。此外，出氣通道13供用以測量血壓之一氣囊10連接(如第4圖所示)。

請參閱第1C圖，微型泵2容置於容置槽12的微型泵區12b內，且封蓋集氣腔室12a。此外，側壁部15具有一溝槽151，驅動電路板3設置於溝槽151內，以封蓋容置槽12，且驅動電路板3亦電連接微型泵2，以提供微型泵2之驅動訊號，而控制微型泵2之驅動運作。

請參閱第2圖及第3圖，壓力感測器4設置於驅動電路板3並與其電連接，當驅動電路板3封蓋容置槽12時，壓力感測器4將容置於容置槽12的感測器區12d內，以對容置槽12內所導入氣體之壓力作偵測。

請參閱第3圖及第4圖，電路板3驅動微型泵2開始傳輸氣體，使頂蓋1外的氣體開始由進氣孔11導入至容置槽12內，並且經過微型泵2持續導入出氣通道13，使氣體匯聚至氣囊10中，使氣囊10開始膨脹，緊貼使用者的皮膚，透過壓力感測器4來進行血壓的量測動作。此外，壓力感測器4監測氣囊10內的氣體壓力，到達一閥值時，驅動電路板3控制微型泵2停止作動，以完成氣囊10的集壓作業。

請參閱第5A圖及第5B圖，微型泵2包含有包括一進氣板21、一共振片22、一壓電致動器23、一第一絕緣片24、一導電片25及第二絕緣片26等結構，其中壓電致動器23對應於共振片22而設置，並使進氣板21、共振片22、壓電致動器23、第一絕緣片24、導電片25及第二絕緣片26等依序堆疊設置。

進氣板21具有至少一進氣孔211、至少一匯流排槽212及一匯流腔室213，於本實施例中，進氣孔211之數量以2個為較佳，但不以此為限。進氣孔211係貫穿進氣板21，用以供氣體順應大氣壓力之作用而自進氣孔211流入微型泵2內。進氣板21上具有至少一匯流排槽212，其數量與位置與進氣板21另一表面之進氣孔211對應設置，本實施例之進氣孔211其數量為4個，與其對應之匯流排槽212其數量亦為4個；匯流腔室213位於進氣板21的中心處，前述之4個匯流排槽212的一端連通於對應之進氣孔211，其另一端則連通於進氣板21的中心處之匯流腔室213，藉此可將自進氣孔211進入匯流排槽212之氣體引導並匯流集中至匯流腔室213。於本實施例中，進氣板21具有一體成型的進氣孔211、匯流排槽212及匯流腔室213。

於一些實施例中，進氣板21之材質可為不鏽鋼材質所構成，但不以此為限。於另一些實施例中，匯流腔室213之深度與匯流排槽212之深度相同，但不以此為限。

共振片22係由一可撓性材質所構成，但不以此為限，且於共振片22上具有一中空孔221，係對應於進氣板21之匯流腔室213而設置，供氣體通過。於另一些實施例中，共振片22係可由一銅材質所構成，但不以此為限。

壓電致動器23係由一懸浮板231、一外框232、至少一支架233以及一壓電元件234所共同組裝而成；懸浮板231為一正方形型態，並可彎曲振動，外框232環繞懸浮板231設置，至少一支架233連接於懸浮板231與外框232之間，提供彈性支撐的效果，壓電元件234亦為正方形型態，貼附於懸浮板231的一表面，用以施加電壓產生形變以驅動懸浮板231彎曲振動，且壓電元件234的邊長小於或等於懸浮板231的邊長；其中，懸浮板231、外框232及支架233之間具有複數個空隙235，空隙235供氣體通過；此外，壓電致動器23更包含一凸部236，凸部236設置於懸浮板231的另一表面，並與壓電元件234相對設置於懸浮板231的兩表面。

如第6A圖所示，進氣板21、共振片22、壓電致動器23、第一絕緣片24、導電片25、第二絕緣片26依序推疊設置，壓電致動器23的懸浮板231其厚度小於外框232的厚度，當共振片22堆疊於壓電致動器23時，壓電致動器23的懸浮板231、外框232與共振片22之間可形成一腔室空間27。

請再參閱第6B圖，第6B圖為微型泵2的另一實施例，其元件與前一實施例(第6A圖)相同，故不加以贅述，其差異在於，於未作動時，其壓電致動器23的懸浮板231以沖壓方式以遠離共振片22的方向延伸，並未與外框232位於同一水平，其延伸距離可由支架233所調整，且支架233與懸浮板231之間呈現非平行，使得壓電致動器23呈凸出狀。

為了瞭解上述微型泵2提供氣體傳輸之輸出作動方式，請繼續參閱第6C圖至第6E圖所示，請先參閱第6C圖，壓電致動器23的壓電元件234被施加驅動電壓後產生形變帶動懸浮板231向上位移，此時腔室空間27的容積提升，於腔室空間27內形成了負壓，便汲取匯流腔室213內的氣體進入腔室空間27內，同時共振片22受到共振原理的影響被同步向上帶動，連帶增加了匯流腔室213的容積，且因匯流腔室213內的氣體進入腔室空間27的關係，造成匯流腔室213內同樣為負壓狀態，進而通過進氣孔211及匯流排槽212來吸取氣體進入匯流腔室213內。請再參閱第6D圖，壓電元件234帶動懸浮板231向下位移，壓縮腔室空間27，同樣的，共振片22被懸浮板231因共振而向下位移，同步推擠腔室空間27內的氣體往下通過空隙235向上輸送，將氣體由微型泵2排出。最後請參閱第6E圖，當懸浮板231回復原位時，共振片22仍因慣性而向下位移，此時的共振片22將使壓縮腔室空間27內的氣體向空隙235移動，並且提升匯流腔室213內的容積，讓氣體能夠持續地通過進氣孔211、匯流排槽212來匯聚於匯流腔室213內，透過不斷地重複上述第6C圖至第6E圖所示之微型泵2提供氣體傳輸作動步驟，使微型泵2能夠使氣體連續自進氣孔211進入進氣板21及共振片22所構成流道產生壓力梯度，再由空隙235向上輸送，使氣體高速流動，達到微型泵2傳輸氣體的效果。

本案的微型泵2的另一實施例可為一微機電泵浦2a，請參閱第7A圖及第7B圖，微機電泵浦2a包含有一第一基板21a、一第一氧化層22a、一第二基板23a以及一壓電組件24a。本實施例的微機電泵浦2a是透過半導體製程中的磊晶、沉積、微影及蝕刻等製程一體成型製出，理應無法拆解，為了詳述其內部結構，特以第7B圖所示之分解圖詳述。

第一基板21a為一矽晶片(Si wafer)，其厚度介於150至400微米(μm)之間，第一基板21a具有複數個流入孔211a、一第一表面212a及一第二表面213a，於本實施例中，該些流入孔211a的數量為4個，但不以此為限，且每個流入孔211a皆由第二表面213a貫穿至第一表面212a，而流入孔211a為了提升流入效果，將流入孔211a自第二表面213a至第一表面212a呈現漸縮的錐形。

第一氧化層22a為一二氧化矽(SiO2)薄膜，其厚度介於10至20微米(μm)之間，第一氧化層22a疊設於第一基板21a的第一表面212a上，第一氧化層22a具有複數個匯流通道221a以及一匯流腔室222a，匯流通道221a與第一基板21a的流入孔211a其數量及位置相互對應。於本實施例中，匯流通道221a的數量同樣為4個，4個匯流通道221a的一端分別連通至第一基板21a的4個流入孔211a，而4個匯流通道221a的另一端則連通於匯流腔室222a，讓氣體分別由流入孔211a進入之後，通過其對應相連之匯流通道221a後匯聚至匯流腔室222a內。

第二氧化層232a為一氧化矽層其厚度介於0.5至2微米(μm)之間，形成於矽晶片層231a上，呈中空環狀，並與矽晶片層231a定義一振動腔室2321a。矽材層233a呈圓形，位於第二氧化層232a且結合至第一氧化層22a，矽材層233a為二氧化矽(SiO2)薄膜，厚度介於2至5微米(μm)之間，具有一穿孔2331a、一振動部2332a、一固定部2333a、一第三表面2334a及一第四表面2335a。穿孔2331a形成於矽材層233a的中心，振動部2332a位於穿孔2331a的周邊區域，且垂直對應於振動腔室2321a，固定部2333a則為矽材層233a的周緣區域，由固定部2333a固定於第二氧化層232a，第三表面2334a與第二氧化層232a接合，第四表面2335a與第一氧化層22a接合；壓電組件24a疊設於矽晶片層231a的致動部2311a。

壓電組件24a包含有一下電極層241a、壓電層242a、絕緣層243a及上電極層244a，下電極層241a疊置於矽晶片層231a的致動部2311a，而壓電層242a疊置於下電極層241a，兩者透過其接觸的區域做電性連接，此外，壓電層242a的寬度小於下電極層241a的寬度，使得壓電層242a無法完全遮蔽住下電極層241a，在於壓電層242a的部分區域以及下電極層241a未被壓電層242a所遮蔽的區域上疊置絕緣層243a，最後在於絕緣層243a以及未被絕緣層243a遮蔽的壓電層242a的區域上疊置上電極層244a，讓上電極層244a得以與壓電層242a接觸來電性連接，同時利用絕緣層243a阻隔於上電極層244a及下電極層241a之間，避免兩者直接接觸造成短路。

請參考第8A至第8C圖，第8A至8C圖為微機電泵浦2a其作動示意圖。請先參考第9A圖，當壓電組件24a的下電極層241a及上電極層244a接收驅動電路板3所傳遞之驅動電壓及驅動訊號(未圖示)後，將其傳導至壓電層242a，壓電層242a接受驅動電壓及驅動訊號後，因逆壓電效應的影響開始產生形變，會帶動矽晶片層231a的致動部2311a開始位移，當壓電組件24a帶動致動部2311a向上位移拉開與第二氧化層232a之間的距離，此時，第二氧化層232a的振動腔室2321a的容積將提升，讓振動腔室2321a內形成負壓，用於將第一氧化層22a的匯流腔室222a內的氣體通過穿孔2331a吸入其中。請繼續參閱第8B圖，當致動部2311a受到壓電組件24a的牽引向上位移時，矽材層233a的振動部2332a會因共振原理的影響向上位移，當振動部2332a向上位移時，會壓縮振動腔室2321a的空間並且推動振動腔室2321a內的氣體往矽晶片層231a的流體通道2314a移動，讓氣體能夠通過流體通道2314a向上排出，在振動部2332a向上位移來壓縮振動腔室2321a的同時，匯流腔室222a的容積因振動部2332a位移而提升，其內部形成負壓，將吸取微機電泵浦2a外的氣體由流入孔211a進入其中。最後如第8C圖所示，壓電組件24a帶動矽晶片層231a的致動部2311a向下位移時，將振動腔室2321a的氣體往流體通道2314a推動，並將氣體排出，而矽材層233a的振動部2332a亦受致動部2311a的帶動向下位移，同步壓縮匯流腔室222a的氣體通過穿孔2331a向振動腔室2321a移動，後續再將壓電組件24a帶動致動部2311a向上位移時，其振動腔室2321a的容積會大幅提升，進而有較高的汲取力將氣體吸入振動腔室2321a，再重複以上的動作，以至於透過壓電組件24a持續帶動致動部2311a上下位移且來連動振動部2332a上下位移，透過改變微機電泵浦2a的內部壓力，使其不斷地汲取及排出氣體，藉此以完成微機電泵浦2a的動作。

最後請再參閱第1圖，本案的血壓量測模組的長度介於4mm至27mm之間，寬度介於2mm至16mm之間，高度介於1mm至8mm之間，使血壓量測模組得以與可攜式電子裝置結合，此外，血壓量測模組為了與智慧型手表結合，其長度可介於24mm至27mm之間、寬度可介於14mm至16mm之間，厚度可介於6mm至8mm之間。

請參閱第9圖所示，血壓量測模組可更包含一微處理器5及一通信器6，設置於該驅動電路板3上，該微處理器5用以接收壓力感測器4所量測信號予以運算轉換成一資訊數據，並將資料數據經過通信器6通信傳輸至一外部裝置7予以儲存處理應用，其中通信傳輸為一有線傳輸及一無線傳輸之至少其中之一，外部裝置7係為一雲端系統、一可攜式裝置、一電腦系統等至少其中之一。

綜上所述，本案所提供之血壓量測模組座經微型泵的設置，能夠大幅縮小泵浦的體積，並且足以達到對氣囊快速進氣的效果，使血壓量測模組能夠設置於智慧型手表等穿戴式裝置上，極具產業利用性及進步性。

1:頂蓋 11:進氣孔 12:容置槽 12a:集氣腔室 12b:微型泵區 12c:隔板 121c:缺口 12d:感測器區 13:出氣通道 14:頂板 15:側壁部 151:溝槽 2:微型泵 21:進氣板 211:進氣孔 212:匯流排槽 213:匯流腔室 22:共振片 221:中空孔 222:可動部 223:固定部 23:壓電致動器 231:懸浮板 232:外框 233:支架 234:壓電元件 235:空隙 236:凸部 24:第一絕緣片 25:導電片 26:第二絕緣片 27:腔室空間 2a:微機電泵浦 21a:第一基板 211a:流入孔 212a:第一表面 213a:第二表面 22a:第一氧化層 221a:匯流通道 222a:匯流腔室 23a:第二基板 231a:矽晶片層 2311a:致動部 2312a:外周部 2313a:連接部 2314a:流體通道 232a:第二氧化層 2321a:振動腔室 233a:矽材層 2331a:穿孔 2332a:振動部 2333a:固定部 2334a:第三表面 2335a:第四表面 24a:壓電組件 241a:下電極層 242a:壓電層 243a:絕緣層 244a:上電極層 3:驅動電路板 4:壓力感測器 5:微處理器 6:通信器 7:外部裝置 10:氣囊

第1A圖為本案血壓量測模組立體示意圖。 第1B圖為本案血壓量測模組分解示意圖。 第1C圖為本案血壓量測模組其另一角度分解示意圖。 第2圖為本案血壓量測模組壓力感測器設置於驅動電路板示意圖。 第3圖為本案血壓量測模組剖面示意圖。 第4圖為本案血壓量測模組連接氣囊之示意圖。 第5A圖為本案氣體偵測模組之微型泵分解示意圖。 第5B圖為本案氣體偵測模組之微型泵另一角度的分解示意圖。 第6A圖為本案氣體偵測模組之微型泵的剖面示意圖。 第6B圖為本案氣體偵測模組另一實施例的剖面示意圖。 第6C圖至第6E圖為微型泵的作動示意圖。 第7A圖為微機電泵浦的剖面示意圖。 第7B圖為微機電泵浦的分解示意圖。 第8A圖至第8C圖為微機電泵浦的作動示意圖。 第9圖為血壓量測模組連接外部裝置示意圖。

1:頂蓋

11:進氣孔

13:出氣通道

3:驅動電路板

Claims (12)

1. 一種血壓量測模組，包括： 一頂蓋，具有一進氣孔、一容置槽及一出氣通道，其中該進氣孔及該出氣通道分別設在不同表面，且各別連通該容置槽，該容置槽內凹設一集氣腔室，連通該進氣孔，而該出氣通道與一氣囊連接； 一微型泵，設置於該容置槽內，封蓋該集氣腔室； 一驅動電路板，封蓋於該容置槽上，控制該微型泵之驅動運作；以及 一壓力感測器，定位設置於該驅動電路板上電性連接，且該驅動電路板封蓋該頂蓋之該容置槽，供以對該容置槽內所導入氣體之壓力作偵測； 其中，該微型泵受該驅動電路板控制驅動運作，形成一氣體傳輸，讓該頂蓋外部氣體由該進氣孔導入至該容置槽內，再經過該微型泵持續導入該出氣通道聚集至該氣囊中，供以對該氣囊構成膨脹且壓迫使用者的皮膚，並透過該壓力感測器檢測使用者的血壓；當該氣囊內聚集氣體經過該壓力感測器監測一閥值，以控制該微型泵停止驅動運作，即可實施完成該氣囊之集壓作業。
2. 如申請專利範圍第1項所述之血壓量測模組，其中更包含一微處理器及一通信器，設置於該驅動電路板上，該微處理器用以接收該壓力感測器所量測信號予以運算轉換成一資訊數據，並將該資料數據經過該通信器通信傳輸至一外部裝置予以儲存、處理及應用。
3. 如申請專利範圍第2項所述之血壓量測模組，其中該通信傳輸為一有線傳輸及一無線傳輸之至少其中之一。
4. 如申請專利範圍第2項所述之血壓量測模組，其中該外部裝置係為一雲端系統、一可攜式裝置、一電腦系統等至少其中之一。
5. 如申請專利範圍第1項所述之血壓量測模組，其中該微型泵包含有： 一進氣板，具有至少一進氣孔、對應該進氣孔位置之至少一匯流排槽以及一匯流腔室，該進氣孔用以導入氣體，該匯流排槽用以引導自進氣孔導入之氣體至該匯流腔室； 一共振片，具有一中空孔，該中空孔對應該匯流腔室的位置，且周圍為一可動部；以及 一壓電致動器，與該共振片在位置上相對應設置； 其中，該進氣板、該共振片以及該壓電致動器係依序堆疊設置，且該共振片與該壓電致動器之間形成一腔室空間，用以使該壓電致動器受驅動時，使氣體由該進氣板之該進氣孔導入，經該匯流排槽匯集至該匯流腔室，再通過該共振片之該中空孔，使得該壓電致動器與該共振片之該可動部產生共振以傳輸氣體。
6. 如申請專利範圍第5項所述之血壓量測模組，其中，該壓電致動器包括： 一懸浮板，具有一正方形形態，並且可彎曲振動； 一外框，環繞設置於該懸浮板之外側； 至少一支架，連接於該懸浮板與該外框之間，以提供彈性支撐；以及 一壓電元件，具有一邊長，該邊長係小於或等於該懸浮板之一邊長，且該壓電元件貼附於該懸浮板之一表面上，用以接受電壓以驅動該懸浮板彎曲振動。
7. 如申請專利範圍第5項所述之血壓量測模組，其中該微型泵包含有： 一懸浮板，具有一第一表面及一第二表面，該第一表面具有一凸部； 一外框，環繞設置於該懸浮板之外側，並具有一組配表面； 至少一支架，連接於該懸浮板與該外框之間，以提供彈性支撐該懸浮板；以及 一壓電元件，貼附於該懸浮板之該第二表面上，用以施加電壓以驅動該懸浮板彎曲振動； 其中，該至少一支架成形於該懸浮板與該外框之間，並使該懸浮板之該第一表面與該外框之該組配表面形成為非共平面結構，且使該懸浮板之該第一表面與該共振片保持一腔室間距。
8. 如申請專利範圍第5項所述之血壓量測模組，其中該微型泵進一步包括一第一絕緣片、一導電片以及一第二絕緣片，其中該進氣板、該共振片、該壓電致動器、該第一絕緣片、該導電片及該第二絕緣片係依序堆疊設置。
9. 如申請專利範圍第1項所述之血壓量測模組，其中該微型泵為一微機電泵浦，包含有： 一第一基板，具有複數個流入孔，該些流入孔呈錐形； 一第一氧化層，疊設該第一基板，該第一氧化層具有複數個匯流通道以及一匯流腔室，該些匯流通道連通於該匯流腔室及該些流入孔之間； 一第二基板，結合至該第一基板，包含： 一矽晶片層，具有： 一致動部，呈圓形； 一外周部，呈中空環狀，環繞於該致動部的外圍；複數個連接部，分別連接於該致動部與該外周部之間；以及 複數個流體通道，環繞於該致動部的外圍，且分別位於該些連接部之間； 一第二氧化層，形成於該矽晶片層上，呈中空環狀，並與該矽晶片層定義一振動腔室；以及 一矽材層，呈圓形，位於該第二氧化層且結合至該第一氧化層，具有： 一穿孔，形成於該矽材層的中心； 一振動部，位於該穿孔的周邊區域； 一固定部，位於該矽材層的周緣區域；以及 一壓電組件，呈圓形，疊設於該矽晶片層的該致動部。
10. 如申請專利範圍第9項所述之血壓量測模組，其中該壓電組件包含有： 一下電極層； 一壓電層，疊置於該下電極層； 一絕緣層，鋪設於該壓電層之部分表面及該下電極層之部分表面；以及 一上電極層，疊置於該絕緣層及該壓電層未設有該絕緣層之其餘表面，用以與該壓電層電性連接。
11. 如申請專利範圍第1項所述之血壓量測模組，其長度介於4mm至27mm之間，寬度介於2mm至16mm之間，高度介於1mm至8mm之間。
12. 如申請專利範圍第1項所述之血壓量測模組，其長度介於24mm至27mm之間、寬度介於14mm至16mm之間，高度介於6mm至8mm之間。

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