無幹擾血壓測量的製作方法
2023-11-06 04:59:57
本申請要求於2014年5月19日日提交的題為「Method of Calibrating a Non-Interfering Continuous Blood Pressure Measurement Device」的美國臨時申請No.62/000,078，於2014年10月30日提交的題為「Continuous Calibration of Non-Interfering Blood Pressure Device」的美國臨時申請No.62/072,568，以及於2014年10月30日提交的題為「A Method of Estimating the Transmural Pressure in an Artery of a Subject with a Non-Interfering Continuous Blood Pressure Measuring Device」的美國臨時申請No.62/072,601的優先權，在此通過引用的方式將上述申請中的每個申請的完整內容併入本文。
背景技術：
用於對心血管屬性進行測量的設備遭受這樣的問題，即測量本身強烈地幹擾對象的狀態，從而導致錯誤的結果。對於可能給予顯著的生理影響的當前基於臂帶(cuff)的方法來說，情況尤其如此。在當前基於臂帶的方法中，通過完全或至少基本上阻塞動脈來獲得收縮血壓，所述動脈在大多數情況下是上臂中的肱動脈。阻塞動脈影響脈壓傳播和脈壓形狀，這只能在外圍系統中容忍。另外，舒張壓是從跨壁壓(動脈外部和內部之間的壓力差)接近零時獲得的測量值導出的，這意味著那些測量是在遠離正常的條件下進行的。
另外，血壓通常表現出隨時間的相當大的變化性。因此，識別晝夜或其它暫時的血壓變化對於正確診斷高血壓可以是非常重要的。最近還顯示：進行動態血壓測量是總體成本有效的。
因此，期望提供一種不幹擾正常身體功能或至少不擾動被測動脈並且可以連續地並且長時間地測量血壓的用於測量血壓的設備。
技術實現要素：
各個實施例的系統、方法和設備使得能夠在不幹擾測量位置處的動脈壓的情況下從動脈測量血壓。各個實施例可以在一系列脈搏期間，使用無幹擾動脈測量傳感器對測量位置處的所述動脈的擴張的第一變化進行測量而不幹擾所述測量位置處的動脈壓。可以從擴張的所述第一變化來確定第一脈率和估計的脈壓。可以確定對表示舒張期的一部分的指數衰減的指數衰減函數進行擬合的係數，以選擇與所述舒張期相對應的所述估計脈壓中的一些脈壓。可以通過將所述係數應用於表示所述動脈的擴張的所述第一變化與所述測量位置處的動脈中的所述脈壓之間的第一關係的選擇數學模型來確定絕對血壓。
附圖說明
納入本文中並作為本說明的組成部分的附圖示出了權利要求的示例性實施例，並且連同上面給出的概括描述和下面給出的詳細描述一起用於解釋權利要求的特徵。
圖1是根據各個實施例的動脈比較壓力對動脈橫截面積的應力-應變關係的曲線圖。
圖2是根據各個實施例的指示特定元素的初始脈搏的脈壓和後續脈搏的起始的壓力對時間的曲線圖。
圖3是根據各個實施例的初始脈搏的舒張期的脈壓和隨後脈搏的起始的壓力對時間的曲線圖，以及與舒張期的指數衰減相匹配的曲線。
圖4是根據各個實施例的置於對象的肢體上用於確定血壓的設備的示意圖。
圖5是根據各個實施例的肢體上操作以檢測擴張的電極的布置的示意圖。
圖6是根據各個實施例的與計算設備一起工作的、置於對象的指尖上用於確定血壓的設備的圖。
圖7是根據各個實施例的計算設備形式的控制單元的組件框圖。
圖8是根據各個實施例示出用於測量血壓的實施例方法的過程流圖。
具體實施方式
將參考附圖對各個實施例進行詳細描述。在所有附圖中將儘可能使用相同的附圖標記來指代相同或相似的部分。對特定示例和實現方式的參考是用於說明的目的，並不旨在限制權利要求書的範圍。
各個實施例包括：用於在不需要參考設備(例如，可充氣臂帶)的情況下，對來自對象的肢體中的動脈的血壓進行測量的方法、系統和設備。各種實施例方法可以包括：在一系列脈搏期間，在不幹擾測量位置處的動脈中的脈壓的情況下，從肢體上的位置測量動脈的擴張的變化。各種實施例方法可以從擴張的變化來確定脈率和脈壓。各種實施例方法還可以通過對脈壓的舒張期的指數衰減進行曲線擬合來確定要準確確定血壓所需的先前未知的係數。此外，可以通過利用靜脈系統的生理特性來確定其它未知參數(如傳感器測量偏差)。然後可以通過將所確定的係數和測量偏差應用於表示動脈的擴張的變化與脈壓之間的關係的數學模型來計算所測量的位置處的動脈中的絕對血壓。
各個實施例包括血壓測量設備，其提供與測量位置處的動脈的擴張的變化成比例變化的輸出(例如，測量的量)。由於測量設備和/或動脈系統中固有的偏差，比例性可以反映增量變化或波動，而不是測得的量的絕對值。為了解決這個問題，各個實施例將偏差確定為通過對測得的脈壓的舒張期的指數衰減進行曲線擬合所確定的係數的一部分。所確定的係數可以考慮測量設備的靈敏度和動脈的物理屬性，並且因此可以用於將測得的量轉換為更精確的絕對壓力。
各個實施例使用本文中公開的間接計算血壓的數學關係，基於對人體中的生物機制的理解來確定動脈系統中的絕對血壓。雖然相同的一般數學關係可以用於許多患者，但是關係的具體參數對於每個患者來說可以是唯一的。因此，各個實施例通過校準過程來確定關係的參數。沒有適當的校準，動脈的測量參數和血壓之間的轉換是不可靠的。
各個實施例提供了一種對無幹擾血壓測量設備進行調整(例如，用於校準)的方法，該方法考慮了動脈彈性屬性隨時間的變化。各種實施例方法可以包括初始校準、連續校準或這二者的組合。各種實施例方法可以從未校準的模型開始，並且隨時間調整模型以得到校準的模型，這也可以適應對象的動脈屬性的變化。
如本文中所使用的，術語「脈壓」是指靠近對象的心臟的動脈系統中的壓力。該值通常不受對象身體的外圍區域中的靜水壓力的局部變化的影響。
如本文中所使用的，術語「跨壁壓」是指在特定動脈中的特定位置處的動脈內部和動脈直接外部的壓力之間的壓力差。跨壁壓將取決於由於特定位置的高度導致的靜水壓力。例如，如果測量設備附接到對象的手腕，則上下移動手腕將導致在測量位置處測得的跨壁壓的顯著變化，而脈壓將相對不受手腕的慢速上下運動的影響。另外，在沒有外部施加的反壓力(例如，來自可充氣臂帶的向內壓力)的情況下，可以推定跨壁壓近似等於血壓。
術語「絕對動脈壓」在本文中用於定義在特定位置和特定時刻動脈中的實際壓力。在大多數情況下，如果沒有顯著的外部壓力施加到動脈(即，僅施加大氣壓)，則絕對動脈壓將非常接近於在相同位置處的跨壁壓。
術語「血壓」在本文中用作指代對象的動脈系統中的壓力的一般術語。為了本說明書起見，跨壁壓、脈壓和絕對動脈壓都被認為是「血壓」。例如，測量特定位置處的跨壁壓的設備和測量脈壓的設備可以用於測量血壓。
如本文中所使用的，表述「恆定脈率」是指在幾個心跳的周期上不顯著改變的脈率。在這方面，逐心跳變化可以高達50％，並且仍然被認為是恆定的脈率。因此，可以使用在一定量的時間上的脈率的平均。例如，如果在該時段內的變化低於10％，則在30-60秒上測的的脈率可以被認為是恆定的。或者，可以使用變化的上限(如5％、2％或1％)。作為另一個替代方案，可以使用在一定量的時間上(例如，在1分鐘上)的移動平均。作為又一個替代方案，可以使用對在一定量的時間內脈率的移動平均的變化的最大量的限制。這可以與脈率的移動平均值的導數/斜率有關。
如本文中所使用的，表述「無幹擾」是指不幹擾正常身體功能或者至少不擾動正在被測量的動脈的設備。連續測量設備可以長期使用(例如超過1-24小時)，以使得可以在更長的時段上取得血壓讀數。當在更長的時段上監測壓力時，可以看到壓力隨時間的變化，這可以提供關於對象的重要信息。傳感器的一些非限制性示例是超聲傳感器、生物阻抗傳感器和光電容積描記傳感器。
如本文中所使用的，術語「測量設備」是指附接到對象以進行生物計量的測量的物理裝置。相比之下，術語「傳感器」通常是指響應物理刺激(如熱、光、聲音、壓力、磁性或特定運動)並發送所得到的脈搏(對於測量或操作控制)的設備。傳感器可以測量位置、尺寸和/或成分的變化(如在器官或身體的一部分內)。另外，術語「動脈測量傳感器」更具體地是指測量設備的組件，其直接執行對對象的動脈的物理特性(如血流的波動和/或動脈的橫截面積)的實際測量。例如，測量設備可以包括一個或多個動脈測量傳感器和用於對來自動脈測量傳感器的信號進行處理和/或與外部設備進行通信的電子處理設備。
術語「計算設備」在本文中用於指代下列各項中的任意一項或所有：蜂窩電話、智慧型電話、網絡平板設備、平板計算機、具有網際網路功能的蜂窩電話、具有Wi-Fi功能的電子設備、膝上型計算機、專用醫療電子設備、個人計算機以及配備至少一個處理器並被配置為與本文中描述的血壓測量設備通信的類似的電子設備(如可忽略幹擾和可忽略感知配置或形成血壓測量設備(例如，可穿戴的貼片、手鐲、腳鐲、手錶等))。
本文中使用的「示例性的」一詞意指「用作示例、實例或說明」。本文描述的作為「示例性」的任何實現方式不一定被解釋為比其它實現方式更優選或更具優勢。
如本文中所使用的，關於所進行的測量的術語「重複地」可以指周期性地進行的多個測量，其中，在測量之間具有固定的周期。或者，可以在測量之間使用一個或多個非周期性間隔。
動脈壁的應力-應變屬性可以是高度非線性的。在低壓下，動脈血管是非常有彈性的，由彈性纖維支配。在高壓下，動脈血管看顯得更僵硬，由膠原纖維支配。動脈的非常粗糙的分類是肌肉或彈性的，但大多數動脈可以是它們的組合。中央系統中較大的動脈主要是彈性的，而外周系統中的動脈主要是肌肉的。外周動脈通常比中央系統中的動脈更薄並且更硬，並且彈性屬性比在中央動脈中更依賴於平滑肌。這些平滑肌以螺旋形式布置，推測是以可以使得在壓力增加時的動脈膨脹主要在徑向方向上並且在縱向方向上可忽略不計這樣的方式布置的。動脈壁通常比周圍組織更硬。以這種方式，如果沒有施加外部壓力，則就在動脈外部的壓力基本上與肢體外部的壓力相同。
另外，動脈的彈性屬性可隨時間變化，特別是因為動脈中的肌肉的張力通常根據人的狀態隨時間而改變。另外,許多物質可以影響動脈中的肌肉的張力。例如，硝酸甘油鬆弛平滑肌，其通常降低其中的剛度，並且甚至當動脈中的壓力保持恆定或降低時也可以導致動脈直徑的擴大。
一些當代的血壓測量設備測量動脈的擴張，其是與心跳同步的動脈的擴張或動脈的直徑的變化的測量。將擴張的測量精確地轉換成絕對血壓需要關於動脈的某些屬性的知識。具體而言，通常需要至少知道動脈的剛度或彈性，以便將像擴張的尺寸特性轉換成血壓的測量。然而，使用常規技術來估計和/或確定這樣的動脈屬性不是直接的。此外，常規技術通常幹擾(即擾動)正在被測量的動脈。
先前提供無幹擾連續血壓測量設備的嘗試因為動脈屬性頻繁地變化而遭受了校準問題。使用錯誤的校準，從像動脈的橫截面積的尺寸特性來確定壓力可能是不準確的。一些認識到動脈屬性隨時間變化的解決方案建議以規律的間隔來進行重新校準。然而，這樣的重新校準對於對象來說是不方便的，其要求對象在保持靜止和放鬆的同時主動參與重新校準。
各個實施例解決的技術問題是：在考慮動脈屬性隨時間的變化，以及考慮來自用於測量動脈尺寸的設備的測量偏差的同時，如何調整用於從動脈尺寸的無幹擾測量來確定血壓的參數。
圖1是動脈的應力-應變關係的曲線圖，其包括表示動脈的應力-應變關係的指數曲線10(例如，根據公式(1))。指數曲線10是水平軸上的動脈橫截面積(以mm2為單位)對縱軸上的跨壁壓(以mmHg為單位)的曲線圖。公式(1)是表示動脈的橫截面積和存在於對象(如活人或動物)的動脈中的典型壓力範圍之間的關係的數學模型。或者，可以使用其它函數來對動脈的應力-應變關係進行粗略估計。正常操作部分15(由指數曲線10的較粗部分表示)在上端由收縮壓SBP定義，在下端由舒張壓DBP定義。收縮壓和舒張壓之間的差(即，分別為脈搏中的最大和最小壓力)反映了脈壓δP。此外，正常操作部分15的右端表示與收縮壓SBP對應的動脈的最大橫截面積，而曲線的正常操作部分15的左端表示與舒張壓DBP相對應的動脈的最小橫截面積。最大和最小壓力之間的差反映了動脈的擴張δA。圖1中的垂直虛線表示平均動脈橫截面積，而水平虛線反映平均動脈壓(MAP)。
對應力-應變關係進行建模
指數數學模型通常可以表示大區域(如外周動脈)中的應力-應變關係。也可以使用其它應力-應變關係(例如，雙線性)，但是壓力和動脈內腔之間的關係通常可以建模為單調關係；也就是說，壓力的增加必然伴隨著動脈的橫截面積的增加。
以這種方式，正跨壁壓通常可由以下指數關係表示：
其中Po和Ao是依賴於被測動脈的參數，P是跨壁壓，A是特定測量位置處的動脈的橫截面積。由於動脈的許多屬性隨時間變化，因此參數Po和Ao反映在特定時間點被測動脈的具體屬性(例如彈性)。公式(1)可以限於橫截面積A大於動脈參數Ao(A≥Ao)的情況。此外，公式(1)對於極大的跨壁壓(例如，>200mmHg)或極低(例如，<20mmHg或負跨壁壓可能不是有效的。然而，對於在有生命的人中遇到的壓力的區域來說，公式(1)可以是應力-應變關係的良好表示。
考慮到動脈壁的屬性通常隨時間變化，因此那些動脈壁的應力應變關係也可能經歷時間變化。由於各個實施例測量設備可以使用應力應變關係來將測得的橫截面積與血壓相關聯(例如，公式(1))，因此可以至少遞增地調整應力應變關係中的參數以反映這種隨時間的變化。在不調整應力-應變關係的情況下，壓力的計算可能是不可靠的。
當試圖將來自外周動脈的測量值轉換成血壓值時，需要確定許多未知變量。公式(1)中的參數Po和Ao可以考慮那些未知變量，但它們本身不總是已知的或容易確定的。各個實施例利用某些解剖現象來操縱用於從動脈尺寸確定血壓的應力-應變關係，以減少未知參數的數量並提供一種在不幹擾絕對動脈壓的情況下來測量血壓的方式。以這種方式，各個實施例利用關於動脈應力-應變關係如何隨時間改變的假設。
各個實施例通過利用可以在沒有血壓的相應變化的情況下來觀察動脈的物理特性的變化的某些情況來適應用於表示動脈的應力-應變關係的數學模型。這些情況可能源於當血壓恆定時發生的動脈的屬性的變化。然而，在不能直接測量血壓(即，使用無幹擾血壓測量設備)的情況下，可以使用反映壓力並指示血壓何時恆定的另一個指示器。
考慮到公式(1)用於表示外周動脈中的應力-應變關係，公式(1)的斜率可以表示應力-應變關係隨時間的變化。公式(1)的斜率可以由跨壁壓dP的導數除以橫截面積dA的導數來表示，其可以表示為：
雖然公式(1)可能不適合於低於零的橫截面積A的值，但是在零處或略高於零的值可以表示在極低壓力處的斜率。因此，公式(2)的初始斜率可以包括稍高於或幾乎為零(A≈0)的動脈橫截面積A。以這種方式，公式(2)的初始斜率可以反映參數Po和Ao(例如，Po/Ao)的比率。公式(2)的初始斜率可以考慮動脈中彈性蛋白的彈性屬性。在動脈的低擴張時，平滑肌尚未被活化，並且動脈的彈性屬性通常由彈性蛋白控制。儘管彈性蛋白的性質可能在長時段(即，幾年)內變化，但在短時段內可以假定其是恆定的。該假設可以尤其適用於測量/監測血壓中涉及的時間跨度(即，少於24小時)。相反，平滑肌可以在不到一分鐘內改變它們的屬性。因此，以一個參數與彈性蛋白相關聯，一個參數與平滑肌相關聯的方式來重寫用於表達動脈性質的數學模型可以是有利的。
各個實施例假設未知參數Po/Ao的比率是恆定的，這允許用常數C來替換未知參數的比率。然後可以如下重寫公式(1)以包括常數C：
在公式(1)中，如果Po和Ao這兩個參數都隨時間變化，則需要確定這兩個參數Po和Ao。然而，通過辨認出參數的比率恆定的情況，公式(3)示出了跨壁壓P可以表示為僅是橫截面積A和動脈參數A0的函數。以這種方式，對跨壁壓P的確定的調整可以僅要求數學模型中的一個參數的隨時間調整，而不是兩個參數。
公式(3)的逆將作為壓力的函數的橫截面積A表示如下：
公式(4)的梯度可以表示為：
在平均脈壓期間，對梯度的近似可以由擴張除以脈壓表示如下：
其中是在幾個脈搏上的平均動脈壓力的平均值。本文中所使用的「平均動脈壓」是指單個脈搏中的平均動脈壓。
先前值條件
原則上，公式(6)中除常數之外的所有元素都是時間的函數。然而，在平均脈率不發生變化的情況下，可以假設平均動脈壓和脈壓δP二者都類似地不發生變化。因此，在各個實施例中，可以使用來自先前確定的壓力值，而不使用當前壓力值。然而，由於動脈參數A0可能已經從先前值改變，所以擴張δA也可能改變。因此，對於動脈參數A0的實例求解公式(6)得到：
其中當前值下標i表示與當前值相對應的項，並且先前值下標i-1表示與來自先前觀察的值相對應的項。從公式(1)，脈壓可以表示為：
另外，由於A的任何值的指數部分大於單位1，並且通常大得多，因此可以假設擴張δA乘以常數C(即，CδAA)大幅小於動脈的脈壓δP，其中，彈性屬性由平滑肌控制。因此，忽略分母中的這種大幅更小的項確認了公式(7)可以是在應力-應變關係可能不能由公式(1)良好表示的情況下的精確近似。
可以通過應用預測濾波器或觀測器(如在引導系統和控制系統中使用的卡爾曼(Kalman)濾波器)來改進由瞬時動脈參數A0,1來表徵的應力-應變關係的變化的估計。
推行(carry forward)條件
各個實施例假設如果在特定的一組條件下第一跨壁壓是已知的，則雖然條件可以改變，但是當再次觀察到該特定的一組條件時，隨後的跨壁壓可能等於第一跨壁壓。因此，一旦已知對象的靜息心率，則每當觀察到相同的靜息心率時，跨壁壓應該再次為相同的特定值。一旦心率改變，則不再假設跨壁壓的值是相同的。然而，一旦對象的心率返回到對象的靜息心率，則可以再次推定跨壁壓等於先前計算出的跨壁壓。以這種方式，可以推行壓力或其它參數的確定。
壓力或其它參數的推行值對於校準過程可以是有用的。例如，在時刻0，可以執行測量每分鐘70次心跳的心率的校準過程。基於校準過程，可以確定校準壓PC和校準脈壓δPC。隨後，即使對象的心率可能已經上升到每分鐘90次心跳一段時間，但一旦再次觀察到每分鐘70次心跳的恆定脈率，可以使用校準壓PC和校準脈壓δPC。以這種方式，可以類似於公式(7)中的「先前值」來推行和使用校準值。因此，可以用如下的校準值來代替公式(7)中的先前值項(即，具有下標i-1)：
當測量到恆定的校準心率時，使用先前值或推行值可以是有幫助的。然而，當測量到不同於校準心率的恆定心率時，可能需要對用於表示動脈的應力-應變關係的數學模型進行調整。
靜水壓力調整
可以容易地確定來自測量位置的高度的已知變化的靜水壓力的變化的影響。當測量位置的高度變化了已知距離時，靜水壓力的當前值將從測量位置處的先前值改變。因此，各個實施例假設如果脈率恆定，則血壓也將保持恆定，這意味著由於高度變化導致的在測量部位處的血壓的任何變化可以主要與靜水壓力變化相關聯。因此，可以將對靜水壓力變化的調整合併到如下平均動脈壓的平均的表達式中：
＝+ΔPH＝+ρgΔh (10)，
其中ΔPH是靜水壓力變化，ρ是流體的密度(即，血液密度)，g是重力加速度(即9.8m/s2)，而Δh是與高度變化相對應的距離(即，高度變化)。
如果由於高度變化Δh導致的預期靜水壓力變化與測得的壓力變化相一致，則不需要改變定義應力-應變關係的參數。然而，預期壓力變化和測得的壓力變化之間的變動可以用於確定應力-應變關係的參數(如定義公式(5)中的梯度的動脈參數A0)的增量調整。因此，靜水壓力的變化可用於調整用於表示動脈的應力-應變關係的數學模型的參數。這樣的數學模型的靜水壓力調整可以在觀察到脈率的不連續之後，但僅在脈率再次恆定之後來執行。
或者，可以通過將由於靜水壓力變化導致的在測量位置處動脈的橫截面積的預期變化與在橫截面積中測得的實際變化進行比較來執行靜水壓力調整。使用公式(4)的應力-應變關係，預期壓力可以用於求解預期的橫截面積。因此，如果從應力-應變關係導出的預期橫截面積不同於測得的橫截面，則可以相應地調整動脈參數A0。
動脈參數A0的實際調整可以根據各種已知技術來執行。例如，當預期信號和測得信號之間的誤差用於改變動脈參數A0時，可以使用基於控制理論的技術。
增量靈敏度調整
各個實施例認識到測量設備的輸出X可能包括測量偏差。例如，可以對血壓測量設備進行校準以便對與布置在血壓測量設備的動脈測量傳感器附近的動脈的生理參數單調相關的量進行測量(如橫截面積A)。測得的橫截面積A通常可以建模為輸出X的函數(即，A＝f(X))，但可以包括多個未知參數，如測量偏差。另外，使用將壓力P表示為橫截面積A的函數(例如，公式(1))的應力-應變關係，壓力P也可以直接作為輸出X的函數(即，P＝f(X))來估計。然而，測量偏差仍然是未知參數。為了確定該未知參數的變化，各個實施例可以利用諸如恆定心率的條件。如上文針對靜水壓力調整所指出的，各個實施例利用靜水壓力的已知效果，以便確定可以考慮測量偏差的變化(即，增量靈敏度)的調整。
測量設備的輸出X可以包括輸出變化ΔX，其可以與條件的變化(如測量位置的高度變化Δh)一起觀察到。雖然測量偏差可能隨著測量位置的移動而變化，但是測量偏差變化可能不會立即發生。相反，各個實施例假設測量偏差變化可以相對緩慢地發生(例如，在至少幾分鐘的時間尺度上，這可以由對象的靜脈的性質的相對緩慢的變化引起)。因此，當在脈率恆定(忽略非常短期的心率變化性)的時段期間發生輸出變化ΔX和高度變化Δh時，與預期變化的偏離可以歸因於增量靈敏度k。以這種方式，增量靈敏度k反映了在應力-應變曲線上的給定點處的增量變化，並且將壓力的增量變化與增量輸出變化相關聯。因此，靜水壓力變化的增量值ΔPH與輸出變化ΔX之間的線性關係可以表示為：
ΔPH＝k(ΔX) (11)。
因此，各個實施例可以通過利用靜水壓力變化的影響來確定增量靈敏度k。確定增量靈敏度k使得即使條件已經改變(如從初始校準條件)，也可以將擴張測量轉換為估計的脈壓。
對舒張的指數衰減進行擬合
在恆定心率周期期間施加靜水壓力變化對於確定增量靈敏度k(假設是恆定的)可以是有用的，並且可用於將輸出X轉換為估計的脈壓。然而，僅知道增量靈敏度k並不提供對絕對動脈壓或平均動脈壓的直接確定。因此，為了獲得對可能的加性測量偏差的校正，可以利用舒張期期間的動脈壓的指數衰減。
圖2是顯示隨時間(即，以秒/100為單位測量的水平軸)的壓力(即，以mmHg為單位測量的垂直軸)變化的脈壓20的曲線圖。壓力脈搏在左心室的每次收縮之後發生，並且被認為具有三個部分。被稱為收縮期的第一部分S1反映了作為來自心臟的射血的結果的壓力的立即上升。
被稱為舒張期的第二部分D1反映了在收縮期之後壓力的下降。舒張期通常由指數衰減的壓力來表徵。指數衰減漸近地接近靜脈壓，但是當後續脈搏發生時，在漸近地接近靜脈壓之前被重定向，這開始下一個脈搏的收縮期S2。指數衰減可以由動脈系統通過具有高流體流動電阻率的毛細管網絡與靜脈連接並且靜脈比動脈彈性大得多而引起。因此，靜脈系統基本上表現得像電容器，其具有比動脈系統的電容大得多的電容。由於衰減的時間常數可以比通過動脈系統的脈搏傳播時間大得多，因此傳播效應可能對衰減起到微不足道的作用。
脈壓20還包括由動脈系統中的不連續性(如分叉或直徑變化)引起的反射R(認為是第三部分)。
圖3是顯示在舒張期和隨後的收縮期的一部分期間隨時間(即，以秒/100為單位測量的水平軸)的壓力(即，以mmHg為單位測量的垂直軸)變化的另一個脈壓21的曲線圖。疊加在脈壓21上的是衰減指數函數PEDf(t)，其表示脈壓21在舒張期期間以及遠超過舒張期的指數衰減。隨時間指數衰減的壓力PED(即，脈壓的舒張部分期間的壓力)的外插可以表示為：
其中α表示舒張期的擴張振幅，t表示時間的長度，t0表示衰減的時間常數。衰減的時間常數t0可以反映將動脈連接到靜脈的毛細管網絡的阻力以及靜脈的容量。公式(12)還包括表示基礎靜脈壓貢獻的漸近值b。
各個實施例使用施加到與脈搏的舒張期相對應的測量值的增量靈敏度k來確定指數衰減的壓力PED的估計值。在這點上，不需要考慮與舒張期不對應(例如，收縮期)的估計脈壓。估計的指數衰減的壓力PED的曲線圖可以用於確定將公式(12)的指數衰減函數擬合到估計的指數衰減的壓力PED的係數。假設擴張幅度可以與增量靈敏度k一起確定，並考慮到靜脈壓可以非常低，因此所確定的係數可以是基本上表示公式(12)中的漸近值b的加性(或減性)值。由於大多數測量方案中固有的偏差(其中許多可以是相對較大的)，所確定的係數可能與靜脈壓非常不同。然而，通過從由曲線擬合確定的漸近值b中減去該值，可以使用基礎靜脈壓的值來確定係數。因此，所確定的漸近值b減去靜脈壓可以與應用於脈壓的以其它方式估計的值的係數相等，以確定絕對動脈壓。
以這種方式，各個實施例將指數衰減函數PEDf(t)擬合到與舒張期相對應的脈壓估計。擬合過程可以是最小二乘法過程，或者可以基於將直線擬合到具有所添加的預期漸近值的數據值的對數，並且可以使用其它公知的曲線擬合方法。舒張可以被定義為：在脈搏的第一次下降之後的時刻開始，其中測得的脈搏波形的相對於時間的二階導數是正的，並且在隨後的脈搏的開始處結束。
舒張、收縮和平均動脈壓
在各個實施例中，可以通過與增量靈敏度k相乘來將公式(12)的擴張幅度和漸近極限b轉換成壓力參數，增量靈敏度k將增量測量變化與壓力變化相關聯。在各個實施例中，可以通過在舒張結束時(參見圖2和3)評估公式(12)，與增量靈敏度k相乘，並添加靜脈壓(其可以假設為4mmHg，不確定度為2mmHg)來估計舒張血壓(DBP)。可以對各個脈搏執行舒張血壓估計並對多個脈搏的值進行平均。脈搏數可以是從1到60或更多。通常，可以使用60個脈搏，因為短期波動可以被最小化，並且動脈屬性在60個脈搏的周期上可以是大致恆定的。還可以從通過條件平均獲得的脈搏來獲得舒張血壓估計。以類似的方式，使用如上所述的平均，可以直接從公式(1)獲得估計脈壓δP。
各個實施例應用如下的收縮壓(SBP)、舒張血壓(DBP)和脈壓δP之間的關係：
SBP＝DBP+δP (13)。
各個實施例通過找到從收縮開始到舒張結束的脈搏的平均值來確定平均動脈壓(MAP)，用增量靈敏度k和通過擬合到舒張的指數衰減確定的係數來進行調節。或者，可以根據以下公式來使用近似：
在各個實施例中，表徵壓力與由公式(11)定義的測得信號的關係的參數可以基於在幾個高度處記錄的平均測得信號來確定。平均測得信號可以是在可以至少等於一個脈搏的長度的時間上的平均信號的表示。較長的時間(如在等於至少一個呼吸周期的時間上的平均信號)可以消除通常由呼吸引起的血壓的調節。平均時間的上限可以是脈壓保持恆定或被運動偽影幹擾的時間。該時間可以從脈搏率的變化性推斷出。
在各個實施例中，可以針對幾個不同的高度來記錄表示相對於心臟水平的靜水壓力和動脈測量傳感器平均輸出的數據集，從而提供數據集{PHi,Xi}，其中索引i指示特定高度。數據集{PHi,Xi}可用於確定由公式(11)表示的增量靈敏度k，注意：絕對動脈壓P可以與靜水壓力PH加上與心臟的高度相同的高度處的MAP相等。以這種方式，脈壓δP可以通過對測得量X的輸出變化ΔX進行測量來確定，可以使用公式(11)將其轉換為絕對動脈壓。
對於對象的連續測量指令可能僅在測量會話的初始化時是可行的，因為測量會話可持續24小時或更長時間。在測量會話期間可能需要更新校準，這可以通過對測量位置的擴張信號、脈率和高度進行連續測量來實現。響應於確定：高度以恆定脈率變化以及相應計算出的壓力的改變偏離閾值(如與實際測得的擴張相關聯的壓力值)，則可以確定更新校準條件，並且設備可以進入校準模式。
無幹擾血壓測量設備
各個實施例包括無幹擾血壓測量設備。如上所述，可以用動脈測量傳感器來測量動脈的物理特性(如橫截面積A)。這樣的測量可用於對動脈屬性的變化進行測量。因此，表示動脈擴張的脈搏上的動脈橫截面積的變化可以通過脈搏上的最大和最小橫截面積之間的差來量化。
圖4根據各個實施例示出了被配置為對來自對象5的肢體中的動脈9的血壓進行測量的設備100。設備100可以置於被測對象5上的特定位置處(即，對象的身體的選擇部分)。例如，設備100可以包括彼此分離的多組單獨貼片(每個貼片包括一個或多個傳感器)。或者，設備100可以包括部分地或完全地圍繞對象5的肢體的更加一體的結構。測量設備可以形成為包括具有電極的貼片和用於電子單元的「口袋」的彈性帶。這種彈性帶的尺寸可以確保相對低水平的反壓力(即，從皮膚表面向內)，以確保下面的動脈不被幹擾。
設備100可以包括傳感器，如電極組111、112、121、122和一個或多個高度傳感器130。電極組111、112、121、122可以用於使用生物電阻抗來對一個或多個參數進行測量，以及耦接到用於處理數據的電極的控制單元200。第一組電極可以包括第一內部檢測電極111和第一外部激勵電極112。類似地，第二組電極包括第二內部檢測電極121和第二外部激勵電極122。電極111、112、121、122可以位於對象5的肢體的皮膚的一部分上。第二組兩個外部激勵電極112、122可以放置成在電極之間的外部間隔距離S1稍大於動脈9嵌入肢體中的深度d。在手腕處，深度d可以小於1cm，但是間隔可以相當大，僅受限於肢體的長度。第一組兩個內部檢測電極111、121可以以內部間隔距離S2(其小於外部間隔距離S1)放置，並且設置在兩個外部激勵電極112、122之間。內部間隔距離S2可以近似等於動脈的深度d或更大。在手腕處，內部間隔距離S2可以是從5mm至幾釐米。例如，內部間隔距離S2可以是大約2.5cm，而外部間隔距離S1可以是大約5cm。可以對手腕內的橈動脈或尺動脈進行測量。
在各個實施例中，高度傳感器130可以提供可連續地轉換為測量位置的高度的測量的輸出。例如，高度傳感器130可以是3D慣性傳感器(如加速計)，其中，可以從加速計輸出的積分推斷高度變化。高度傳感器的其它示例可以包括氣壓計磁性近場設備，或者被配置為對測量位置的高度或高度變化進行測量的任何其它類型的傳感器。
可以通過對(如由設備上或置於測量位置處的加速計提供的)加速信號進行二重積分(double integrating)來獲得瞬時高度或高度的變化。高度的估計或高度的變化可以通過由安裝在裝置上或測量位置處的角度傳感器提供的水平信號來進一步驗證，因為水平面意味著圍繞高度的動態範圍中間的測量點的位置的較高可能性。垂直位置意味著處於高度的末端之一的高可能性。
在各個實施例中，可以連續監測靜水壓力的變化(例如，60cm的高度差將與47mmHg的壓力變化相對應，而心臟水平的平均動脈壓可以為大約100mmHg)連同來自高度傳感器130(如具有用於檢測位置變化的集成測量的3D加速計、被配置為輸出測量位置的高度的高解析度氣壓計等)的輸出。當對象的脈率恆定時，可以假設「驅動脈壓」不變，並且可以假設脈壓為恆定的，因此唯一的壓力變化可以由由於測量位置的高度變化引起的靜水壓力的變化而導致。這種壓力變化的唯一原因是靜水壓力的變化的假設可以使得能夠針對增量變化確定血壓，以及對血壓測量設備進行校準。
在各個實施例中，設備1002可以包括控制單元200，其可以對來自電極111、112、121、122和/或高度傳感器130的輸出進行寄存和/或處理。來自傳感器測量的值可以存儲在存儲器202中。控制單元200可以對電極111、112、121、122的定時和/或輸出電平進行調節和/或控制。控制單元200可以包括被配置為進行關於血壓測量的中間和/或最終計算和確定的一個或多個處理器201。雖然控制單元200被示為單個單元，但可以提供多個控制單元。儘管連接251、252被示為有線連接，但控制單元200可以包括一個或多個無線連接(如使用一個或多個無線收發機和天線)。
圖5是圖4所示的設備100的電極布置的工作的原理圖。在一些實施例中，電流發生器125可以生成以特定頻率振蕩的電流。電流發生器125可以位於對象(未示出)附近或控制單元(例如，圖4中的200)內部。來自電流發生器125的電流可以通過第二組兩個外部激勵電極112、122引導到對象5的肢體中，提供激勵信號123。來自電流發生器125的電流可以是處於10kHz至10MHz或更高的範圍中的頻率。電流的大小可以例如在0.1mA至2mA的範圍內。在各個實施例中，兩個外部激勵電極112、122的尺寸可確定為：在不知道下面的動脈的精確位置的情況下確保在下面的動脈上的放置，其可橫向移位到一側或另一側。來自電流發生器125的振蕩電流可以生成基本上垂直於皮膚表面7開始的激勵信號123(即，激勵場線)。隨著激勵信號123遠離皮膚表面7延伸，因為皮膚和皮下脂肪具有低電導率而血液具有更高的電導率，所以激勵信號123變得與動脈9的縱向方向更加對齊。因此，在動脈9附近和內部，激勵信號123的激勵場線與動脈9內部的血液的方向對齊。
第一組兩個內部檢測電極111、121可以生成被配置為檢測激勵信號123及其特性的檢測信號113。由於激勵信號123在中心區域與動脈9的縱向方向對齊。檢測信號113可以用於對激勵信號123的變化進行測量，這允許動脈的物理特性(如橫截面積A和擴張)的變化的測量。
電極111、112、121、122可以是任何形狀，包括矩形、橢圓形或環形，並且其大小可以適合它們將被施加到其上的身體部分。例如，電極111、112、121、122可以具有大約1mm至20mm的總直徑。以這種方式，電極111、112、121、122的尺寸可以小於間隔距離S1、S2。由激勵信號123和檢測信號113產生的虛擬場線可以重疊。以這種方式，重疊可以定義有效檢測區域，從中可以由檢測電極111、121測量阻抗變化。來自檢測電極111、121的信號可以由處理器(例如，201)(如包含在控制單元(例如，200)中的處理器)記錄和分析。來自兩個內部電極112、111的信號的輸出可以反映在兩個電極位置之間的動脈的擴張。
可由正交檢測來執行去往/來自電極111、112、121、122的信號的解調。在正交檢測中，檢測到的信號可以與從向對象5的肢體提供激勵信號的相同振蕩器導出的參考信號的正交分量混合。通常，解調信號的同相部分通常可以是反映檢測到的阻抗的實部佔優勢的事實的幟部分(dominant part)。然而，也可以檢測正交分量，並且可以分別應用同相分量和正交分量的加權二次和，以便在阻抗的虛部被認為是重要的情況下提高檢測效率。虛部可以與相關組織的介電常數的實部相關聯，相關組織通常包括皮膚、脂肪、肌肉和血液。
可以對信號進行濾波以使噪聲的影響最小化，但也可以增強對於定時最重要的那些信號部分：即具有大時間梯度的那些部分。用於電極111、112、121、122的濾波器可以具有相同的相位特性，以便避免在渡越時間的估計中的任何偏差。可以使用數字有限脈搏響應濾波器，因為相位特性可以由於它們的採樣頻率(例如，100-500Hz)而被精確地控制。
圖6根據各個實施例示出了被配置為對對象5的動脈中的血壓進行確定的設備600。設備600可以包括施加於指尖的傳感器套筒650。可以環繞手指的傳感器套筒650可以施加較小的恆定反壓力，但是仍然不幹擾下面的動脈壓力。恆定反壓力可被認為是「次要的」，只要其低於對象的舒張壓(～90mmHg)。反壓力可以低於60mmHg，並且可以優選地更接近25mmHg，這對於對象來說更加舒適的多。這種可與通過壓力襪施加的壓力相當的小的恆定反壓力通常將顯著低於由可充氣臂帶型血壓設備施加的壓力(～200mmHg)。此外，小的恆定反壓力的施加可以穩定靜脈而不妨礙返回血流。此外，由於小的恆定反壓力，測量信號因為對應力-應變關係的輕微修改可以變得更大。
傳感器套筒650可以包括與設備100類似的電極(參見圖4)的電極或用於測量與使用者皮膚接觸的參數的其它傳感器。以這種方式，電極(即，傳感器)可以被集成到傳感器套筒的內表面中(即，被配置為當被佩戴在其上時面向對象的皮膚)，其壓靠皮膚。以這種方式，可以保持皮膚和傳感器之間的牢固且均勻的接合。
遠離傳感器套筒650的計算設備700可以作為控制單元操作並且無線地耦接到傳感器套筒650以用於處理數據。計算設備700可以是智慧型電話、手錶電話或平板電腦、膝上型計算機或其它計算機。傳感器套筒650可以包括用於與計算設備700通信的其自己的處理器和收發機。以這種方式，可以在傳感器套筒650上，在作為控制單元操作的計算設備700中，或在這兩者的組合中執行數據處理。此外，傳感器套筒650可以具有單獨的電源，如通過電線耦接到附近的電源(例如，電源插座或電池)。
在各個實施例中，測量設備的位置、傳感器的位置(在本文中被稱為「測量位置」)和被測動脈的位置可以彼此非常接近。然而，測量位置不一定必須與測量設備的位置重合。例如，各個實施例可以包括基於超聲的傳感器，其在距離傳感器本身一定距離處的特定位置上執行測量。
可以使用各種類型的設備來測量動脈的尺寸特性。一些示例包括使用諸如超聲、核磁共振、傳播電磁波、光學傳感和/或生物電阻抗的技術的設備。超聲可用於測量動脈壁的擴張或流速(即，都卜勒測速儀)。核磁共振也可以用於測量擴張。其它技術包括能夠檢測電磁波的傳播屬性的各種設備。此外，光學儀器可用於檢測和測量擴張(例如，光電容積描記)或流速。如上面參照圖4和圖5所描述的，可以測量生物電阻抗，特別是在可以從生物電阻抗變化中檢測到擴張的應用中。根據各個實施例，可以使用適合於對動脈的尺寸特性進行測量的附加設備。
實施例血壓測量設備可以被配置為向多種計算設備中的任意一個計算設備發送數據。例如，圖7示出了適合在各個實施例中使用的計算設備700。計算設備700可以與上述血壓測量設備(如傳感器套筒650)交換數據和/或從其傳送數據，並且可以執行下文描述的方法800的操作中的一個或多個操作。例如，可以從血壓測量設備向計算設備700發送DBP、δP、SBP、MAP和/或測得的脈搏、靜水壓力和/或高度。
在各個實施例中，計算設備700可以包括耦接到觸控螢幕控制器704和內部存儲器702的處理器701。處理器701可以是指定用於通用或專用處理任務的一個或多個多核IC。內部存儲器702可以是易失性或非易失性存儲器，並且還可以是安全的和/或加密的存儲器、或者不安全的和/或未加密的存儲器、或者它們的任意組合。觸控螢幕控制器704和處理器701還可以耦接到觸控螢幕面板712(諸如電阻感測觸控螢幕、電容感測觸控螢幕、紅外線感測觸控螢幕等等)。計算設備700可以具有互相耦接和/或耦接到處理器701的，用於進行發送和接收的兩個或更多個無線電信號收發機708(例如，Wi-Fi，RF、蜂窩、近場等)和天線710。收發機708和天線710可與上述電路一起使用，以實現各個無線傳輸協議棧和接口。計算設備700可以包括使得能夠進行經由蜂窩網絡(如eMBMS網絡)的通信並且耦接到處理器的蜂窩網絡無線數據機晶片716。計算設備700可以包括耦接到處理器701的外圍設備連接接口718。外圍設備連接接口718可以單獨被配置為接收一種類型的連接，或者多重配置為接收各種類型的物理和通信連接(公共和專有的)，如USB、火線、Thunderbolt或PCIe。外圍設備連接接口718還可以耦接到類似配置的外圍設備連接埠(未示出)。計算設備700可以包括用於提供音頻輸出的揚聲器714。計算設備700還可以包括由塑料、金屬或材料的組合構造的，用於包含本文中討論的組件中的所有或一些組件的殼體720。計算設備700可以包括耦接到處理器701的電源722，如一次性的或可充電電池。可充電電池還可以耦接到外圍設備連接埠，以便從計算設備700外部的源接收充電電流。
適合在各個實施例中使用的計算設備的處理器可以是任何可編程微處理器、微型計算機或多個處理器晶片或者可以由處理器可執行指令(應用/軟體)配置以便執行多種功能(包括上述各個實施例的功能)的晶片。在各個設備中，可以提供多個處理器，例如專門用於無線通信功能的一個處理器和專門用於運行其它應用的一個處理器。通常，軟體應用在其被訪問和裝載到處理器之前，可以存儲在內部存儲器中。處理器可以包括足以存儲應用軟體指令的內部存儲器。在許多設備中，內部存儲器可以是易失性或非易失性存儲器(例如快閃記憶體)，或者二者的混合。為了本說明書的目的，對存儲器的一般提及指的是可由處理器訪問的存儲器，其包括內部存儲器或插到各個設備中的可移動存儲器，以及處理器中的存儲器。
圖8根據各個實施例示出了用於來自對象的肢體中的動脈的血壓的方法800。參考圖1至圖8，方法800的各種操作可以由血壓測量設備(例如，100、600)執行，該血壓測量設備包括一個或多個傳感器(例如，111、112、121、122、130、650)以及與血壓測量設備(如上述血壓測量設備100、600)通信的控制單元(例如，200、700)或其它計算設備和/或處理器。
在框802中，如上所述，傳感器可以測量對象的肢體(例如，手臂、腿、手腕、腳踝、手指、腳趾等)上的測量位置處的脈搏，估計該處的靜水壓力和高度。傳感器可以包括一個以上的傳感器，如用於測量脈搏的一個傳感器和用於測量高度的另一個傳感器。在各個實施例中，處理器可以基於來自一個或多個傳感器(如動脈測量傳感器和/或高度傳感器)的輸出來測量脈搏，估計靜水壓力和高度。在各個實施例中，可根據需要，周期性地和/或連續地獲得脈搏、靜水壓力和高度作為初始校準的一部分。在各個實施例中，處理器可以在預定時間段(例如，幾秒)上對測得的高度進行平均，並且脈搏和靜水壓力可以在該相同時段上進行平均。
在框804中，處理器可存儲與觀察周期相對應的測得的脈搏、靜水壓力、動脈擴張和高度，以及它們的經平均的測量值。在實施例中，脈搏可以在它們發生時連續地記錄，並且脈率可以在滑動窗口(如三十秒窗口至大約兩分鐘窗口)上進行測量和平均。例如，處理器可以將測得的脈搏靜水壓力和高度，及其平均測量值存儲與一個或多個不同觀察時刻相對應的存儲器中。
在確定框806中，處理器可以確定動脈的測得值(例如，與動脈的擴張和/或橫截面積的變化相關聯的測得值)和高度這二者的變化是否自從最後一次觀察以來發生。在各個實施例中，處理器可以將最近觀察時刻的測量值或其平均測量值與先前觀察時刻的測量值或其平均測量值進行比較，以確定測量值是否發生了任何變化，並且可以將來自最近的觀察時刻的高度與來自先前觀察時刻的高度進行比較，以確定高度是否發生了任何變化。例如，當測量位置的高度發生變化時，在不同高度測量的動脈的擴張可以是不同的，並且高度和測量值的變化都可以通過對最近的觀察和先前的觀察進行比較來確定。響應於確定擴張或高度沒有發生變化(即，確定框806＝「否」)，處理器可以繼續在框802中對脈搏、靜水壓力、動脈擴張和高度進行測量。
響應於確定擴張和高度兩者都發生了變化(即，確定框806＝「是」)，處理器可以在確定框808中確定在觀察時刻之間是否發生了脈率的變化。在沒有脈率變化的情況下的高度和擴張的變化可以指示：血壓變化的唯一原因是靜水壓力的變化，其可以提供增量壓力變化和測得的量的增量變化之間的當前關係的估計。響應於脈率發生了變化(即，確定框808＝「是」)，處理器可以繼續在框802中對脈搏、靜水壓力、動脈擴張和高度進行測量。
響應於脈率沒有發生變化(即，確定框808＝「否」)，處理器可以在框810中根據觀察值變化確定增量靈敏度(即，調整項)。在實施例中，可以使用靜液壓力變化的增量值ΔPH相對於從一個觀察時刻到另一個觀察時刻的輸出變化ΔX(例如，公式(11))之間的關係來確定增量靈敏度，其中ΔX是兩個觀察時刻之間的擴張傳感器的平均輸出的變化。
在各個實施例中，兩個不同的觀察時刻可以與測量位置的兩個不同高度相關聯。處理器可通過執行兩個計算並比較結果來確定觀察之間的增量靈敏度。第一計算可以基於先前的校準和動脈尺寸變化來確定由測量位置的高度的變化引起的預期壓力變化，並且第二計算可以確定靜水壓力的變化。處理器可以將由基於先前校準和動脈尺寸測量的測量位置高度變化引起的預期壓力變化與靜水壓力的變化進行比較。響應於確定壓力變化是不同的，處理器可以確定需要新的校準，並且可以根據靜水壓力和在至少一個脈搏上平均的測得量的變化來執行新的校準。
在框812中，處理器可以確定脈壓δP。在各個實施例中，可以使用脈搏數的值的平均值通過由公式(11)表示的關係的評估來估計脈壓δP。用於計算平均的脈搏數可以是從1到60或更多。通常，可以使用60個脈搏，因為短期波動可以被最小化，並且動脈屬性可以是大致恆定的。
在框814中，處理器可以通過將指數衰減函數曲線擬合至與脈搏的舒張期的脈壓相對應的估計的脈壓來確定用於對測得的動脈的應力-應變關係進行調整的係數，以便確定表徵觀察到的壓力衰減的指數衰減函數。在各個實施例中，與兩個觀察時刻之間記錄的測得的脈搏的舒張期相對應的估計脈壓可以用於對具有加性係數(其可以至少部分與測量偏差相關)的指數衰減函數進行擬合。在各個實施例中，與舒張期相對應的估計脈壓可以用於對每個單獨脈搏上的指數衰減函數進行擬合，並且所確定的係數然後可以在一系列脈搏(如60個脈搏)上進行平均。或者，可以對通過對一系列脈搏(如多達60個脈搏)進行條件平均而獲得的脈搏執行擬合。舒張可以被定義為：在測得的脈搏波形的相對於時間的二階導數為正的時刻開始，並且在隨後的脈搏的剛開始處結束。
在框816中，處理器可以確定舒張血壓(DBP)。在實施例中，可以通過與增量靈敏度k相乘以及針對測量偏差進行校正來將公式(12)的擴張幅度和漸近極限b轉換成壓力參數。在實施例中，可以通過在舒張結束時由公式(12)表述的關係的評估，與增量靈敏度k相乘，並添加靜脈壓(其可以假設為為4mmHg，不確定度為2mmHg)來估計舒張血壓。可以對各個脈搏執行舒張血壓估計並對多個脈搏的值進行平均。脈搏數可以是從1到60或更多。通常，可以使用60個脈搏，因為短期波動可以被最小化，並且動脈屬性可以是大致恆定的。還可以從通過條件平均獲得的脈搏來獲得舒張血壓估計。
在框818中，處理器可以確定收縮血壓(SBP)。在實施例中，可以通過由上述公式(13)表示的關係的評估來估計收縮壓。
在框820中，處理器可以確定平均動脈壓(MAP)。在實施例中，可以通過找到從收縮開始到舒張結束的脈搏的平均值來確定MAP，用增量靈敏度k來進行調節，並且通過用將表徵觀察到的舒張壓的衰減的指數衰減函數擬合至脈搏測量值所確定的係數進行校正來確定MAP。在各個實施例中，由公式(14)表述的近似可用於確定MAP。
在確定框806中，處理器可以確定觀察之間的MAP的變化是否大於閾值。閾值的值可以是存儲在存儲器中的預先確定的值，並且可以與對象的變化的條件相關聯。例如，閾值可以是與實際測得的擴張相關聯的壓力值。處理器可以通過從先前確定的MAP減去在框820中確定的MAP來確定MAP的變化是否大於閾值，並將所確定的MAP的變化與和在框802中測得的動脈的擴張相關聯的閾值的值進行比較。響應於確定MAP的變化在閾值處或低於閾值(即，確定框822＝「否」)，處理器可以繼續在框802中對脈搏、靜水壓力、動脈的擴張和高度進行測量。
響應於確定MAP的變化大於閾值(即，確定框822＝「是」)，處理器可以發起校準過程，以便對血壓測量設備進行重新校準。例如，處理器可以用信號指示或控制血壓測量設備進入校準模式。在對血壓測量設備進行校準時，處理器可以在框802中繼續對脈搏、靜水壓力、動脈的擴張和高度進行測量。
上文的描述主要涉及用無幹擾連續血壓測量設備對對象的肢體中的動脈的血壓進行測量的不同實施例方法。各種實施例方法可以通過提供參考模型並執行初始校準而開始。響應於完成初始校準，各種實施例方法可以尋找心率恆定的時段。在這些時段期間，可以對校準進行調整以適應模型的參數，以便考慮對象的動脈系統的時變屬性。
在一些實施例中，可以在不執行任何初始校準的情況下將設備附接到對象。當設備附接到對象時，系統可開始測量動脈的橫截面積。在恆定心率時段期間，如果記錄了測量位置的同時高度變化，則設備可以基於靜水壓力來執行校準過程。
在各個實施例中，如果沒有收集到足夠的數據點來實現模型的精確擬合，則可以執行或重複上述各種方法操作中的一個或多個。
在各個實施例中，可以在沒有任何初始校準的情況下將無幹擾測量設備附接到對象。在經過一定量的時間之後，可以完全校準該設備並開始在資料庫中記錄壓力的測量值。在完全校準之前，設備不需要記錄資料庫中的任何壓力值，或者可以記錄資料庫中的壓力值，但用不安全因素標記它們。
在各個實施例中，可以用初始校準或者用統計上接近大量對象的初始參數集來對無幹擾測量設備進行編程。然後可以隨著時間經由自適應算法來調整該初始「粗略」校準。在另一個實施例中，可以通過將對象的多個物理參數與測試對象的資料庫進行匹配並選擇最接近對象的測試對象的參數來確定初始「粗略」校準。
前述方法描述和過程流圖僅作為說明性示例來提供，並不旨在要求或暗示各個實施例的操作必須以所呈現的順序來執行。如本領域技術人員將明白的：前述實施例中的操作的順序可以用一個以上的順序來執行。諸如「此後」、「然後」、「接下來」等的詞語並不旨在限制這些操作的順序；這些詞語僅用於在方法的描述中引導讀者。另外，使用冠詞「一」、「一個」或「這個」對單數形式的權利要求元素的任何提及不應該被解釋為將該元素限制為單數。
雖然本文中使用術語「第一」和「第二」，例如以描述電極或其它元件，但這樣的標識符僅僅是為了方便起見，並不意味著將各個實施例限定為特定次序、順序、網絡或載波的特定類型。
結合本文公開的實施例而描述的各個說明性的邏輯框、模塊、電路和算法操作均可以實現成電子硬體、計算機軟體或它們的組合。為了清楚地表示硬體和軟體之間的該可交換性，上文對各個說明性的組件、框、模塊、電路和操作均圍繞其功能進行了總體描述。至於這種功能是實現為硬體還是實現為軟體，取決於特定的應用和對整個系統所施加的設計約束。本領域技術人員可以針對每個特定應用，以變通的方式實現所描述的功能，但是這種實現決策不應解釋為造成對各個實施例的範圍的背離。
用於實現結合本文所公開的多個方面所描述的各種說明性的邏輯、邏輯塊、模塊和電路的硬體可以使用被設計來執行本文所描述的功能的通用處理器、數位訊號處理器(DSP)、專用集成電路(ASIC)、現場可編程門陣列(FPGA)或其它可編程邏輯器件、分立門或電晶體邏輯器件、分立硬體部件或它們的任意組合來實現或執行。通用處理器可以是微處理器，但是，在替代方案中，該處理器可以是任何常規的處理器、控制器、微控制器、或狀態機。處理器也可以實現為計算設備的組合，例如，DSP和微處理器的組合、多個微處理器、一個或多個微處理器與DSP內核的結合、或者任何其它這種配置。或者，一些操作或方法可由某種功能專用的電路來執行。
可以用硬體、軟體、固件或它們的任意組合來實現各個實施例中的功能。如果用軟體實現，則可以將功能在非暫時性計算機可讀介質或非暫時性處理器可讀介質上存儲為一個或多個指令或代碼。本文所公開的方法或算法的操作可以體現在可位於非暫時性計算機可讀或處理器可讀存儲介質上的處理器可執行軟體模塊中。非暫時性計算機可讀或處理器可讀存儲介質可以是可由計算機或處理器訪問的任何存儲介質。舉例說明而非限制性地，這樣的非暫時性計算機可讀或處理器可讀介質可以包括RAM、ROM、EEPROM、快閃記憶體器、CD-ROM或其它光碟存儲、磁碟存儲或其它磁存儲設備，或可用於以指令或數據結構的形式存儲需要的程序代碼並可以被計算機訪問的任何其它介質。如本文中所使用的，磁碟(disk)和光碟(disc)包括壓縮光碟(CD)、雷射光碟、光碟、數字通用光碟(DVD)、軟盤和藍光光碟，其中磁碟通常磁性地複製數據，而光碟則用雷射來光學地複製數據。上面的組合也應當包括在非暫時性計算機可讀和處理器可讀介質的範圍之內。此外，方法或算法的操作可以作為代碼和/或指令的一個或任意組合或集合位於可以被併入電腦程式產品中的非暫時性處理器可讀介質和/或計算機可讀介質上。
為使本領域任何普通技術人員能夠實現或者使用權利要求，提供了對所公開的實施例的前述描述。對於本領域普通技術人員來說，對這些實施例的各種修改將是顯而易見的，並且，在不脫離權利要求書的範圍的前提下，本文中定義的一般原理也可以應用於其它實施例。因此，本發明並不旨在限於本文中示出的這些實施例，而是符合與以下權利要求書和本文中公開的原理和新穎性特徵相一致的最廣範圍。