用于確定動脈中的脈搏波速度的方法
【專利摘要】用于確定對象的動脈的估計的脈搏波速度的方法、設(shè)備和系統(tǒng)。實(shí)施例方法可以包括：施加反壓序列；測量與脈搏波速度相關(guān)的第一參數(shù)；在模型中估計第二參數(shù)；以及確定所估計的脈搏波速度。反壓可以利用壓力設(shè)備在對象上的設(shè)定位置處對動脈施加。反壓中的每個反壓可以彼此不同、施加在設(shè)定位置、并且在零至對象的舒張壓之間。當(dāng)施加反壓序列中的每個反壓時可以測量第一參數(shù)。模型可以建立所測量的第一參數(shù)與反壓序列中的每個反壓的關(guān)系?？梢曰谀Ｐ椭泄烙嫷牡诙?shù)來確定所估計的脈搏波速度。
【專利說明】用于確定動脈中的脈搏波速度的方法
[0001] 相關(guān)申請
[0002] 本申請要求享有于2014年2月24日遞交的、名稱為"Method for Determining Pulse Wave Velocity in an Arte巧/'的美國臨時專利申請61/943,777的權(quán)益，在此W引 用方式將該申請的全部內(nèi)容并入本文W用于各種用途。
【背景技術(shù)】
[000引脈搏波速度(PWV)是對個人動脈系統(tǒng)的狀況的相關(guān)指示符。PWV是由屯、臟的左屯喧 的收縮發(fā)起的血液沿著動脈的壓力脈搏或速度脈搏的傳播速度。速度脈搏的傳播速度通常 與壓力脈搏的傳播速度類似，但形狀和相位稍微不同。為了測量PWV，通常經(jīng)由某種形式的 傳感器布置來觀察動脈中脈搏的運(yùn)動。不同的傳感器布置可W用于測量壓力脈搏與速度脈 搏的關(guān)系。由于主導(dǎo)的壓力模式與動脈壁垂直于壁的方向的變形相關(guān)，因此觀察動脈壁的 變形可W給出對脈搏的運(yùn)動的指示。雖然還存在其它壓力模式(例如，在壁中W及在流體自 身中的縱向壓力波動），但在大多數(shù)情況下，觀察動脈壁垂直于壁的方向的變形會給出對脈 搏的運(yùn)動的良好標(biāo)識。
[0004] 可W通過W下操作來估計脈搏波速度:沿著動脈W已知間隔1放置兩個傳感器，記 錄在兩個傳感器的位置處的脈搏，W及估計一個脈搏值相對于另一個脈搏值的時間位移。 該估計得到傳導(dǎo)時間tul/tt的比率給出了對脈搏波速度的估計。雖然跨越長的長度（例 如，從靠近屯、臟到外部末端或者從頸動脈到股動脈)可W使用運(yùn)些方法，但在許多情況下， 希望知道在特定位置(例如，前臂)處的PWV。使用傳感器之間相對短的跨度(例如，跨越前臂 的一部分)進(jìn)行的PWV測量在本文中被稱為"局部PWV"。
[0005] 用于確定PWV(并且特別是局部PWV)的常規(guī)直接測量通常是不可重復(fù)的或者至少 與不可接受的不確定性等級相關(guān)聯(lián)（即，標(biāo)準(zhǔn)偏差達(dá)到或超過均值）。在給對象造成最小干 擾的設(shè)備(例如，不施加使動脈壁變形的大幅壓力的設(shè)備)的情況下，運(yùn)種情況特別明顯。雖 然使對對象的干擾最小化是重要的（因?yàn)閿_亂對象可能自身會造成PWV的變化），但常規(guī)的 非干擾PWV測量技術(shù)通常是不可靠的。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0006] 各種實(shí)施例包括一種用于確定對象的動脈的估計的脈搏波速度的方法。實(shí)施例方 法可W包括:施加反壓序列；測量與脈搏波速度相關(guān)的第一參數(shù);在模型中估計第二參數(shù)； W及確定所估計的脈搏波速度。所述反壓序列可W利用壓力設(shè)備在所述對象上的設(shè)定位置 處對所述動脈施加。所述反壓序列中的每個反壓可W彼此不同、施加在所述設(shè)定位置處、并 且在零至所述對象的舒張壓之間。當(dāng)施加所述反壓序列中的每個反壓時，可W測量所述第 一參數(shù)。用于估計所述第二參數(shù)的所述模型可W建立所測量的第一參數(shù)與所述反壓序列中 的每個反壓的關(guān)系?？蒞基于在所述模型中估計的所述第二參數(shù)來確定所估計的脈搏波速 度。
[0007] 在一些實(shí)施例中，所述反壓序列可W均施加與包含所述動脈的肢體的縱向方向垂 直的壓力。所述第一參數(shù)可w使用設(shè)置在所述束緊帶與所述對象的皮膚的一部分之間的兩 個傳感器來測量。所述兩個傳感器可W設(shè)置在所述對象的皮膚的一部分上并且在所述束緊 帶的相對端外部。超聲波傳感器可W嵌入在所述束緊帶內(nèi)部。另外地或替代地，兩個傳感器 可W沿著所述動脈間隔開某一跨度，W測量脈搏在所述兩個傳感器之間的傳導(dǎo)時間。所述 第一參數(shù)還可W通過在所述設(shè)定位置處跨越小于20cm的跨度進(jìn)行測量來測量，其中，所述 反壓序列均沿著所述跨度而施加。測量所述第一參數(shù)可W包括:檢測所述動脈隨時間的擴(kuò) 張和/或測量第一組參數(shù)。所述第一參數(shù)可W使用從由W下各項(xiàng)構(gòu)成的群組中選擇的技術(shù) 來測量:張力測量法、超聲波、核磁共振、電磁波的傳播屬性、光學(xué)測量、W及生物電阻抗。在 所述模型中估計的所述第二參數(shù)包括第二組參數(shù)。
[0008] 在一些實(shí)施例中，所述方法還可W包括:基于所述模型與在所述反壓序列中的每 個反壓處測量的所述第一參數(shù)的最佳擬合，從預(yù)先確定的模型集中選擇所述模型。所述模 型可W從W下各項(xiàng)中選擇:所述動脈的預(yù)先確定的應(yīng)力-應(yīng)變關(guān)系、Bramwell-Hill方程、指 數(shù)模型、W及雙線性模型。當(dāng)估計所述第二參數(shù)時，在所述反壓序列之中，較高的反壓的權(quán) 重可W大于較低的反壓。
[0009] 另外的實(shí)施例可W包括具有處理器的計算設(shè)備，所述處理器被配置有處理器可執(zhí) 行指令W執(zhí)行與上面所討論的方法相對應(yīng)的各種操作。
[0010] 另外的實(shí)施例可W包括一個或多個計算設(shè)備，所述計算設(shè)備具有用于執(zhí)行與上面 所討論的方法操作相對應(yīng)的功能的各種單元。
[0011] 另外的實(shí)施例可W包括其上存儲有處理器可執(zhí)行指令的非暫時性處理器可讀存 儲介質(zhì)，所述處理器可執(zhí)行指令被配置為使得處理器執(zhí)行與上面所討論的方法操作相對應(yīng) 的各種操作。
【附圖說明】
[0012] 附圖（附圖被并入本文并構(gòu)成本說明書的一部分)示出了示例性實(shí)施例，并且與上 面所給出的一般性描述W及下面所給出的詳細(xì)描述一起用于說明本發(fā)明的特征。
[0013] 圖1是根據(jù)各個實(shí)施例的，包括兩個傳感器和束緊帶的、用于確定所估計的脈搏波 速度的設(shè)備的示意圖。
[0014] 圖2是根據(jù)各個實(shí)施例的，包括額外傳感器的、用于確定所估計的脈搏波速度的設(shè) 備的示意圖。
[0015] 圖3是根據(jù)各個實(shí)施例的傳感器布置的示意圖。
[0016] 圖4是根據(jù)各個實(shí)施例的，包括超聲波傳感器和無線連接的、用于確定所估計的脈 搏波速度的設(shè)備的示意圖。
[0017] 圖5是根據(jù)各個實(shí)施例的，包括替代的傳感器和壓腕帶的、用于確定所估計的脈搏 波速度的設(shè)備的示意圖。
[0018] 圖6是根據(jù)各個實(shí)施例的，使用核磁共振測量對象的腿部來確定所估計的脈搏波 速度的設(shè)備的透視圖。
[0019]圖7是根據(jù)各個實(shí)施例的，在反壓（counter pressure)序列處測量的傳導(dǎo)時間的 圖。
[0020]圖8是適合于在各個實(shí)施例中使用的過程流程圖。
[0021] 圖9是表示脈搏的、動脈隨時間的橫截面的圖。
【具體實(shí)施方式】
[0022] 將參考附圖詳細(xì)地描述各個實(shí)施例。只要有可能，貫穿附圖將使用相同的附圖標(biāo) 記來指代相同或相似的部件。對特定例子和實(shí)現(xiàn)方式的引用是出于說明性的目的，并非旨 在限制本發(fā)明或權(quán)利要求書的范圍。
[0023] 各個實(shí)施例包括一種估計PWV的方法，該方法比用于確定局部PWV的常規(guī)方法具有 更小的不確定性。根據(jù)各個實(shí)施例，可W使用多步驟過程來推導(dǎo)出對相對短或長的動脈部 分的PWV的更準(zhǔn)確估計。根據(jù)各個實(shí)施例所估計的PWV可W用于提供對動脈系統(tǒng)的狀況的指 示符。
[0024] 各個實(shí)施例包括一種確定對象的動脈中所估計的PWV而沒有所施加的反壓的方 法。該方法可W包括:在對象的動脈上施加反壓序列。當(dāng)施加了反壓序列中的每個反壓時， 可W測量與脈搏波速度相關(guān)的參數(shù)。另外，該方法可W包括:計算選擇模型中的未知參數(shù)； W及基于所確定的未知參數(shù)來確定所估計的PWV?？蒞由相同位置中的相同壓力設(shè)備來施 加反壓序列中的每個反壓，但是序列中的單獨(dú)反壓可W具有不同的幅度。另外，可W在相同 的設(shè)定位置處施加反壓序列中的每個反壓。此外，反壓可W在零至對象的舒張壓之間?？蒞 在選擇模型中計算未知參數(shù)，其中選擇模型建立參數(shù)與反壓的關(guān)系。
[0025] 如本文所使用的，術(shù)語"反壓"指代當(dāng)某種物體W如下方式按壓或抵推動脈的外壁 時所施加的壓力:可W測量和/或評估所施加的壓力或者所施加的壓力的影響。如本文所使 用的，術(shù)語"壓力"指代與給定的壓力（其可W具有大致方向）相關(guān)聯(lián)的力?？蒞從向?qū)ο蟮?一部分皮膚施加的外部壓力(其按壓在該部分皮膚下方的動脈）中推導(dǎo)出反壓。來自反壓的 壓力通常會垂直于動脈的縱向長度。
[0026] 如本文所使用的，術(shù)語"模型"指代對可W用于計算至少一個未知參數(shù)的系統(tǒng)或過 程的狀態(tài)的數(shù)學(xué)表示。多個不同的模型可用于比較，W便可W選擇適當(dāng)?shù)哪Ｐ突蛘咦罴褦M 合模型。
[0027] 通常在動脈的較長伸展上(例如，從頸動脈到股動脈)測量PWV。使用長的脈搏傳播 路徑可W減小脈搏的時間位置中的不確定性的影響。然而，脈搏形狀往往在長的傳播路徑 上變化，如果在長的傳播路徑上進(jìn)行測量，則使用常規(guī)的PWV方法所估計的局部PWV的不確 定性增加。
[0028] 所測量的對象脈搏的舒張部分通常會具有大約0.1秒的持續(xù)時間。主動脈中的傳 播速度可W是例如5m/s，而外周系統(tǒng)中的傳播速度可W是例如lOm/s。因此，脈搏的空間長 度(對于脈搏的舒張部分)通常在靠近主動脈處是大約0.5m，并且在外周系統(tǒng)中大約是Im。 連續(xù)脈沖之間的時間通常稍微小于一秒鐘，并且因此，在一個脈搏起始與下一個脈搏起始 之間通過外周系統(tǒng)的距離通常是大約10米。運(yùn)暗示了單個脈搏在相對長的伸展上通常是活 動的。如果外周系統(tǒng)被建模為假想無限長的血管，該血管具有恒定的直徑、細(xì)的壁和固定的 彈性模量，則脈搏的傳播可W被建模為相對簡單的物理現(xiàn)象。在運(yùn)種模型下，測量穿過系統(tǒng) 的兩個脈搏之間的距離會是相對簡單的。
[0029] 然而，簡單的線性模型是不適當(dāng)?shù)模\(yùn)是因?yàn)閯用}系統(tǒng)通常是非常復(fù)雜并且高度 非線性的。例如，動脈通常是錐形的，它們的壁厚度與直徑相比并不小，并且單獨(dú)脈搏的空 間長度與肢體中動脈的特征長度具有可比性。此外，在動脈系統(tǒng)中的分叉處通常會遇到大 量的不連續(xù)性。動脈系統(tǒng)中的不連續(xù)性包括動脈屬性在長度刻度上的變化，該長度刻度比 脈搏的空間長度短或者比脈搏的任何相關(guān)頻譜分量的波長小。得到的常規(guī)脈搏的形狀因此 會在其傳播通過動脈系統(tǒng)時改變。例如，由于傳播速度取決于血管尺寸W及血管的彈性模 量，因此脈搏形狀會改變。動脈的直徑往往會隨著距屯、臟的距離而變得更小，并且血管的彈 性模量取決于血管擴(kuò)張。另外，脈沖形狀會由于當(dāng)脈搏波遇到血管幾何形狀中的不連續(xù)性 時出現(xiàn)的反射的影響而變化。
[0030] 圖9示出了常規(guī)的脈沖形狀的圖，其中縱向軸反映了動脈橫截面面積(使用任意單 位），并且水平軸表示時間，其可W在一秒或多秒中進(jìn)行測量。動脈系統(tǒng)內(nèi)執(zhí)行脈搏測量的 位置可W確定所測量的脈搏的形狀。此外，脈搏形狀可W取決于提供測量的對象的狀態(tài)。運(yùn) 些變量會造成對時間脈搏位置的估計中的不確定性。因此，為了提高一致性，緊接在舒張時 段結(jié)束之后的脈搏的起始可W被用作為"觸發(fā)標(biāo)記"。在新脈搏的起始處（圖9中被指示為 "Γ)，動脈中的壓力開始迅速上升，運(yùn)造成了血管的擴(kuò)張（即，血管的橫截面面積的增加）。 脈搏的峰值（圖9中被指示為"2")反映了收縮壓。此后，在脈搏的結(jié)束處（圖9中被示出為 "3")，壓力再次下降到舒張壓。在較低壓力的時段之后壓力的迅速上升（即，舒張時段與收 縮時段之間的轉(zhuǎn)換）是脈搏的特征部分。因此，在測量脈搏時可W更加一致地標(biāo)識觸發(fā)標(biāo) 記。該觸發(fā)標(biāo)記可W用于測量脈搏之間的時間間隔。
[0031] 使用常規(guī)技術(shù)對PWV的測量通常具有顯著的不確定性。具體而言，當(dāng)跨越比脈搏的 收縮部分的特征空間長度更短的跨度在外圍系統(tǒng)中進(jìn)行測量時，測量具有顯著的不確定 性。另外，脈搏的低頻部分通常W與高頻部分不同的速度來傳播。此外，高頻部分的傳播速 度可W與血管生理特別相關(guān)。因此，向用于標(biāo)識脈沖的測量應(yīng)用高通濾波器(該高通濾波器 過濾掉低頻部分并且保持高頻部分)會是有利的。例如，壓力脈搏的初始迅速上升是高頻分 量，可W保持該高頻分量并在濾波之后增強(qiáng)。另外，在時間梯度最大時從信號的高頻部分中 確定實(shí)例會是有利的。
[0032] 圖1根據(jù)各個實(shí)施例，示出了被配置為確定對象5的動脈中所估計的PWV的裝置10。 裝置10可W包括:壓力設(shè)備100,其用于施加反壓;傳感器110,其用于測量第一參數(shù)；W及禪 合到壓力設(shè)備和傳感器的控制單元120,其用于處理數(shù)據(jù)。
[0033] 在各個實(shí)施例中，壓力設(shè)備100可W覆蓋所測量的對象5上的設(shè)定位置（即，對象的 身體的選擇部分）。例如，壓力設(shè)備100可W是束緊帶(例如，充氣袖帶），其可W覆蓋肢體的 一部分并且向肢體的該部分施加壓力。壓力設(shè)備100可W完全圍繞對象5的肢體。在圖1中， W橫截面示出壓力設(shè)備100,因此各部分被示出在對象5的肢體的相對側(cè)上。根據(jù)各個實(shí)施 例，可W使用額外類型的壓力設(shè)備。
[0034] 可W包括控制單元120,其中控制單元120登記由壓力設(shè)備100施加的壓力水平W 及來自傳感器110的測量。來自壓力和傳感器測量的值可W存儲在存儲器122中。另外，控制 單元120可W調(diào)節(jié)和/或控制定時和/或由壓力設(shè)備100施加的壓力水平。此外，控制單元可 W包括一個或多個處理器，運(yùn)些處理器被配置為做出關(guān)于PWV估計的中間和/或最終的計算 和確定。雖然控制單元120被示出為單個單元，但是可W提供多個控制單元。另外，雖然連接 105、115被示出為有線連接，但是控制單元120可W包括無線連接，例如使用一個或多個無 線收發(fā)機(jī)和天線。
[0035] 傳感器110可W包括一個W上的傳感器，例如位于第一位置11處的一個傳感器 110, W及位于第二位置12處的另一個傳感器112。第一位置11和第二位置12可W被選擇為 沿著對象5的動脈25的路徑大致對齊。兩個傳感器110、112可W放置在兩個位置11、12處，并 且被配置為提供與脈搏壓力或速度脈搏成比例的信號。通過使用束緊帶作為壓力設(shè)備100， 兩個傳感器11〇、112可W被設(shè)置在壓力設(shè)備110與對象5的皮膚之間。由于間隔(其中在該間 隔上測量脈搏的傳導(dǎo)時間）通常會具有均勻的反壓，因此運(yùn)種配置會是令人期望的。替代 地，傳感器11〇、112可W被布置在束緊帶的外部并且在相對端上（即，在束緊帶外部的皮膚 上，緊接在束緊帶之前或之后）。取決于所使用的傳感器類型，該替代方案在某些配置中會 是有用的，其中在運(yùn)些配置中將傳感器直接布置在壓力設(shè)備100下方也許是不可能的。
[0036] 各個實(shí)施例包括利用生物電阻抗變化的傳感器。使用利用生物電阻抗變化的傳感 器的優(yōu)勢在于:傳感器自身可W是相對"平坦"并且靈活的。W此方式，運(yùn)些傳感器可W容易 地布置在束緊帶之下、在對象的皮膚上，而不會顯著地更改施加在該區(qū)域中的反壓。此外， 即使在束緊帶是充氣袖帶并且完全充氣的情況下，對象也只會經(jīng)歷由運(yùn)些傳感器帶來的很 少不適或沒有不適。
[0037] 裝置10可W向?qū)ο?施加反壓序列。壓力設(shè)備100可W控制并適當(dāng)?shù)馗淖兯┘拥?反壓。除了束緊帶之外，壓力設(shè)備100還可W包括壓力計、張緊設(shè)備、和/或累送設(shè)備。替代 地，壓力計、張緊設(shè)備、和/或累送設(shè)備可W是控制單元120的一部分。在各個實(shí)施例中，反壓 可W在從零至對象(對該對象執(zhí)行測量）的舒張壓的范圍中變化。第一連接105可W將壓力 設(shè)備100或者其組件禪合到控制單元120, W用于記錄在特定的時間向?qū)ο?施加的壓力水 平。第一連接105可W是線和/或管，其被配置為向控制單元120提供對向?qū)ο?施加的壓力 的適當(dāng)指示。另外，控制單元120可W包括處理器，其用于在進(jìn)行測量時控制累送設(shè)備并且 因此控制所施加的壓力的量。
[0038] 裝置10可W測量脈搏在兩個傳感器110、112之間行進(jìn)時脈搏的傳導(dǎo)時間，該傳導(dǎo) 時間是與脈搏波速度相關(guān)的參數(shù)。脈搏在兩個傳感器11〇、112之間傳遞所花費(fèi)的時間可W 是對脈搏的傳導(dǎo)時間的測量，運(yùn)與屯、臟的左屯、室的收縮相關(guān)聯(lián)。根據(jù)各個實(shí)施例，第一位置 11與第二位置12之間的距離可W是在其上施加反壓序列的已知長度。第二連接115可W將 兩個傳感器11〇、112禪合到控制單元120。W此方式，可W由控制單元120來測量和/或記錄 在兩個傳感器11〇、112之間所測量的傳導(dǎo)時間?？蒞在不同的反壓序列上記錄運(yùn)種傳導(dǎo)時 間測量。反壓序列可W改變固定的量(例如，10-20mmHg)或者其它增量。在各個實(shí)施例中，反 壓的范圍可W從零至對象的舒張壓。高于對象的舒張血壓的反壓可能不是令人期望的，運(yùn) 是因?yàn)榭绫趬嚎赡芟陆抵恋陀诹悖\(yùn)會有使得針對脈搏的一部分的動脈塌陷的風(fēng)險。塌陷 的或不穩(wěn)定的動脈會削弱在對動脈進(jìn)行建模中所使用的假設(shè)，并且因此使得關(guān)于PWV的任 何確定不太可靠。然而，稍微超過舒張血壓的反壓值會得到可靠的測量。
[0039] 圖2根據(jù)各個實(shí)施例，示出了被配置為確定對象5的動脈中所估計的PWV的裝置20。 裝置20可W包括:壓力設(shè)備200, W用于施加反壓;第一傳感器211和第二傳感器212, W用于 使用生物電阻抗來測量一個或多個參數(shù)；W及禪合到壓力設(shè)備和傳感器的控制單元220, W 用于處理數(shù)據(jù)。第一傳感器211可W包括第一外部檢測電極211a和第一內(nèi)部檢測電極21化。 類似地，第二傳感器212可W包括第二外部檢測電極212a和第二內(nèi)部檢測電極21化。檢測電 極211曰、21化、212曰、2126可^設(shè)置在臂部23的皮膚的一部分上、在壓力設(shè)備200下方并且緊 接在壓力設(shè)備200外部。W此方式，外部的兩個檢測電極211a、212a可W設(shè)置在緊接在壓力 設(shè)備200的外部相對端，而內(nèi)部的兩個檢測電極21化、212b可W設(shè)置在壓力設(shè)備200下方。另 夕h兩個激勵電極215、216也可W施加于臂部23的皮膚，比外部的兩個檢測電極211a、212a 離壓力設(shè)備200的外部更遠(yuǎn)。具體而言，激勵電極215、216可W分隔開間隔距離d，該間隔距 離d顯著大于動脈25嵌入臂部23中的深度。間隔距離d可W延伸超過前臂，例如，從腕部到肘 部(例如，大約10cm)。替代地，間隔距離d可W進(jìn)一步延伸，例如肢體的大部分的長度。
[0040] 圖3示出了圖2中的裝置的傳感器布置的工作的示意圖。在一些實(shí)施例中，電流發(fā) 生器225可W產(chǎn)生W特定頻率共振的電流。電流發(fā)生器225可W位于對象(沒有示出）附近或 者控制單元（例如，圖2中的220)內(nèi)部。來自電流發(fā)生器225的電流可W通過激勵電極215、 216引導(dǎo)到對象中（例如，臂部23中）。來自電流發(fā)生器225的電流可W是在10曲Z至lOMHz或 更高的范圍中的頻率。電流的幅度可W是例如在0.005mA至10mA的范圍中。激勵電極215、 216可W是幾乎任何形狀，包括矩形、楠圓形或環(huán)形形狀。另外，激勵電極215、216的大小可 W被設(shè)置為適合于它們可能施加在其上的身體部分。例如，激勵電極215、216可W具有大約 5mm至20mm的總直徑。在各個實(shí)施例中，激勵電極215、216可W具有與下層動脈垂直的寬度， 由于動脈的確切路徑可能是未知的（例如，位移到一側(cè)或另一側(cè)），因此該寬度大于動脈在 縱向方向上的長度。來自電流發(fā)生器225的共振電流可W生成激勵電場線219,其中激勵電 場線219靠近皮膚會基本上垂直于皮膚表面而延伸。隨著激勵電場線219延伸離開皮膚，因 為皮膚和皮下脂肪具有低導(dǎo)電性，激勵電場線219由于血液具有較高的導(dǎo)電性而變得與動 脈25的縱向方向更加對齊。因此，靠近動脈25W及在動脈25內(nèi)，激勵電場線219變得與動脈 25內(nèi)的血液的方向?qū)R。
[0041] 外部檢測電極211a、212a可W與它們相應(yīng)配對的內(nèi)部檢測電極21化、212b間隔開 與動脈25的預(yù)期伸展深度具有可比性的距離（即，與預(yù)期動脈會在皮膚下方多深大致相等 的距離）。例如，在第一外部檢測電極211a與第一內(nèi)部檢測電極211b之間的間距可W從幾毫 米至5分米，運(yùn)取決于對象上的位置W及特定對象的特定解剖結(jié)構(gòu)。在第二外部檢測電極 212a與第二內(nèi)部檢測電極21化之間可W建立類似的間距。檢測電極211a、2Ub、212a、212b 可W是幾乎任何形狀，包括矩形、楠圓形或環(huán)形，并且其大小可W被設(shè)置為適合于它們會施 加在其上的身體部分，類似于上面針對激勵電極215、216所提到的形狀和大小。例如，檢測 電極211曰、21化、212曰、2126可^具有大約1111111至2〇111111的總直徑。傳感器211、212還可^生成 虛擬電場線213、214,其可W與激勵電場線219重疊。虛擬電場線213、214與激勵電場線219 的重疊可W限定有效檢測區(qū)域，傳感器21U212可W從該有效檢測區(qū)域測量阻抗變化。可W 由處理器30(例如，包含在控制單元(例如，220)中的一個處理器)來記錄和分析來自傳感器 211、212的信號。在裝置20中，只有用于檢測的傳感器211、212被放置在壓力設(shè)備（例如， 200)施加反壓的區(qū)域中。
[0042] 可W通過正交檢測來執(zhí)行對來自傳感器21U212的信號的解調(diào)。在正交檢測中，所 檢測的信號可W與從向?qū)ο?的臂部23提供激勵信號的相同共振器中推導(dǎo)出的參考信號的 正交分量混合。通常，經(jīng)解調(diào)的信號的同相部分通?？蒞是主導(dǎo)部分，該主導(dǎo)部分反映了所 檢測的阻抗的的實(shí)部是主導(dǎo)的事實(shí)。然而，還可W檢測正交分量，并且可W分別應(yīng)用同相分 量和正交分量的加權(quán)平方和，W便在阻抗的虛部被視為重要的情況下增強(qiáng)檢測效率。虛部 可W與相關(guān)組織的電介質(zhì)常數(shù)的實(shí)部相關(guān)聯(lián)，其中相關(guān)組織通常由皮膚、脂肪、肌肉和血液 構(gòu)成?？蓋有利地過濾信號，w便使噪聲的影響最小化，而且增強(qiáng)信號中對于定時最重要的 那些部分：即，具有大的時間梯度的那些部分。傳感器211、212的濾波器可W具有相同的相 位特征，W便避免在估計傳導(dǎo)時間中的任何偏置?？蒞使用數(shù)字有限脈沖響應(yīng)濾波器，運(yùn)是 因?yàn)橛捎谒鼈兊牟蓸宇l率(例如，5曲Z)而可W準(zhǔn)確地控制相位特征。
[0043] 來自傳感器211、212的信號的輸出可W反映在兩個傳感器位置處的動脈的擴(kuò)張， 并且通常會顯示隨時間的脈搏形狀，包括任何濾波的影響。在兩個或更多個時間（即，不同 的時間戳)處的測量可W反映脈搏形狀。假設(shè)未對傳感器輸出執(zhí)行詳細(xì)的校準(zhǔn)，傳感器的輸 出可能直接等于擴(kuò)張，但可能與擴(kuò)張成比例。由于感興趣的是脈搏的定時，因此擴(kuò)張的直接 讀數(shù)可能不是必要的。然而，針對測量直接來自傳感器輸出的擴(kuò)張，可W執(zhí)行校準(zhǔn)。
[0044] 在一個實(shí)施例中，一旦通過對傳感器21U212所測量的信號的解調(diào)獲得脈搏形狀， 就可W基于單個脈搏的定時來確定傳導(dǎo)時間。在一個實(shí)施例中，脈搏的時間起始可W由經(jīng) 高通濾波的信號穿過零電平的時間來限定。在另一個實(shí)施例中，脈搏的時間起始可W由檢 測到擴(kuò)張的最大向上斜率的時間來限定。在第Ξ個實(shí)施例中，脈搏的時間起始被定義為出 現(xiàn)最小擴(kuò)張的時間加上至最大擴(kuò)張點(diǎn)的一半時間（最大/最?。?。所有Ξ個實(shí)施例產(chǎn)生類似 的結(jié)果。然而，最大/最小方法呈現(xiàn)為對寬帶噪聲不太敏感，而跨零方法較少地受到反射(反 射影響收縮期的最后部分和/或影響舒張期）的影響。與最大梯度方法相比，跨零方法更易 于實(shí)現(xiàn)。然而，如果寬帶噪聲可忽略，則最大梯度方法產(chǎn)生了對脈搏位置的稍微更優(yōu)的估 計。
[0045] 在另一個實(shí)施例中，可W根據(jù)對經(jīng)濾波的信號的短期互相關(guān)來估計傳導(dǎo)時間。該 方法可W是穩(wěn)健的，并且其自身適于對信號的有效驗(yàn)證。然而，對單獨(dú)驗(yàn)證的脈搏執(zhí)行的定 時可W是優(yōu)選的，W便克服動脈系統(tǒng)中脈搏反射的影響或者使其最小化，并且W便拒絕由 與屯、臟跳動不相關(guān)的對象移動所引起的錯誤的脈搏測量。反射和移動通常相當(dāng)顯著地影響 脈搏形狀。另外，雖然通常假設(shè)反射對脈搏的第一部分(收縮上行沖程)的影響是小的，但各 個實(shí)施例可W用于說明反射的影響可W具有比先前想象的更大的影響。
[0046] 在向?qū)ο笫┘訅毫r，可W使用各種類型的設(shè)備來測量與脈搏波速度相關(guān)的參 數(shù)。一些例子包括采用諸如W下技術(shù)的設(shè)備:張力測量法、超聲波、核磁共振、傳播電磁波、 光學(xué)傳感、和/或生物電阻抗。張力測量法測量流體壓力，例如局部血管壓力。超聲波可W用 于測量動脈壁的擴(kuò)張或者流動速度（即，多普勒測速）。核磁共振也可W用于測量擴(kuò)張。其它 技術(shù)包括能夠檢測電磁波的傳播屬性的各種設(shè)備。另外，光學(xué)儀器可W用于檢測和測量擴(kuò) 張（例如，光電容積描記）或流動速度。如上面關(guān)于圖2和圖3所描述的，可W測量生物電阻 抗，特別是在可W從生物電阻抗變化中檢測擴(kuò)張或流動速度的應(yīng)用中。根據(jù)各個實(shí)施例可 W使用適合于測量與脈搏波速度相關(guān)的一個或多個參數(shù)的額外設(shè)備。
[0047] 圖4根據(jù)各個實(shí)施例，示出了被配置為確定對象5的動脈25中所估計的PWV的裝置 40。裝置40可W包括:壓力設(shè)備400,其用于施加反壓;傳感器410,其用于測量參數(shù)；W及無 線地禪合到壓力設(shè)備400和傳感器410的控制單元420,其用于處理數(shù)據(jù)。裝置40將傳感器 410集成到壓力設(shè)備400中。
[0048] 傳感器410可W使用超聲波、張力測量法、光學(xué)傳感、生物電阻抗或其它傳感原理。 壓力設(shè)備400可W是充氣袖帶，其中傳感器410被布置在袖帶的囊內(nèi)部。W此方式，可W對壓 力設(shè)備400進(jìn)行充氣，而無需將傳感器410夾在袖帶的內(nèi)部與臂部23(壓力設(shè)備400安裝在該 臂部上）的皮膚之間。傳感器410可W集成到壓力設(shè)備400的外表面的內(nèi)部中（即，被配置為 當(dāng)被穿戴在對象上時面向?qū)ο蟮钠つw），其中壓力設(shè)備壓靠皮膚。W此方式，可W保持皮膚 與傳感器之間緊固和均勻的貼合。另外，傳感器410可W是體積更大的傳感器而不會給對象 造成不適。
[0049] 圖5根據(jù)各個實(shí)施例，示出了被配置為確定對象5的動脈中所估計的PWV的裝置50。 裝置50可W包括:壓力設(shè)備500，其用于施加反壓;手動操作的傳感器510，其用于測量參數(shù)； W及禪合到壓力設(shè)備和傳感器的控制單元520,其用于處理數(shù)據(jù)。
[0050] 傳感器510可W使用超聲波、張力測量法、光學(xué)傳感或其它傳感原理。傳感器510可 W是手動操作的（即，手持)設(shè)備，該設(shè)備可W從臂部23上的一個設(shè)定位置容易地移動到另 一個設(shè)定位置。傳感器510可W包括有繩控制臺512,其具有處理器、存儲器W及支持傳感器 510的功能的額外組件。經(jīng)由有繩控制臺512,傳感器510可W直接禪合到控制單元520, W用 于傳送關(guān)于傳感器測量的數(shù)據(jù)。
[0051] 壓力設(shè)備500可W包括具有圍繞對象5的臂部23而施加的一個或多個織物套管形 式的束緊帶，其可W被收緊到各個松緊度等級。在一些實(shí)施例中，多個套管可W彼此層疊， W形成壓力設(shè)備500的全部或一部分。壓力設(shè)備500可W被配置有壓力測量元件(例如，應(yīng)變 計)和顯示器，從而指示向?qū)ο?施加的壓力的值。可W將運(yùn)種所指示的壓力值手動地輸入 到控制單元520中，W用于與傳感器510所進(jìn)行的任何測量的進(jìn)行相關(guān)。替代地，可W提供有 線或無線連接(沒有示出）W用于在壓力設(shè)備500與控制單元520之間傳送壓力值。束緊帶中 的壓力測量元件可W測量其中的張力，該張力不同于反壓，其中反壓是朝向和/或逆著動脈 25而施加的壓力。然而，束緊帶中的張力可W經(jīng)由單調(diào)函數(shù)或比例函數(shù)與反壓相關(guān)。例如， 反壓化可W等于由一個或兩個套管所施加的張力T乘W常數(shù)K1(即，化= Κ1χ T)。常數(shù)K1可 W取決于壓力設(shè)備500的特征W及壓力設(shè)備500如何接合對象5。該常數(shù)Κ1可W事先確定或 估計，并且用于將即時張力Τ讀數(shù)轉(zhuǎn)換成反壓Pc讀數(shù)。根據(jù)各個實(shí)施例可W使用用于施加反 壓的其它設(shè)備。
[0052] 替代地，可能不會立即知道由壓力設(shè)備500的束緊帶500施加的反壓（即，未由壓力 設(shè)備500或控制單元520直接測量）。因此，在被選擇用于計算未知參數(shù)(其用于確定所估計 的PWV)的模型中運(yùn)會出現(xiàn)一個W上的未知參數(shù)(即，一組未知參數(shù)）。作為另一個替代方案， 如果所選擇的模型是經(jīng)驗(yàn)?zāi)Ｐ?，則可W直接使用應(yīng)力計讀數(shù)而非反壓。作為另一個替代方 案，如果所選擇的模型是基于物理原理，則可W經(jīng)由其它估計技術(shù)將應(yīng)力計讀數(shù)轉(zhuǎn)換為反 壓。
[0053] 圖6根據(jù)各個實(shí)施例，示出了被配置為確定對象5的動脈中所估計的PWV的裝置60。 裝置60可W包括:壓力設(shè)備600，其用于施加反壓;具有核磁共振機(jī)器602形式的傳感器610， 其用于測量一個或多個參數(shù)。例如，核磁共振機(jī)器602可W測量動脈中的擴(kuò)張和/或流動脈 搏?？刂茊卧?沒有示出）可W集成到核磁共振機(jī)器602中或者是核磁共振機(jī)器602的一部 分，或者是單獨(dú)的設(shè)備。
[0054] 壓力設(shè)備600被示出為綁縛到對象5的腿部上。W此方式，在核磁共振機(jī)器602的操 作期間腿部和壓力設(shè)備600二者都在核磁共振機(jī)器602內(nèi)部。壓力設(shè)備600可W直接連接到 核磁共振機(jī)器的內(nèi)部。另外，壓力設(shè)備600可W被配置為滿足特定的兼容性要求，W便用于 核磁共振機(jī)器602內(nèi)部。
[0化5] 在各個實(shí)施例中，壓力設(shè)備（例如，100、200、400、500、600)、傳感器（例如，110、 211、213、410、510)和控制單元(例如，120、220、420、520)中的一個或多個可^集成到單個 設(shè)備中，或者分離到多個設(shè)備中。例如，充氣袖帶可W被提供有固定在內(nèi)部接合表面上的檢 測電極或其它傳感器，從而避免單獨(dú)地安裝傳感器的需要。
[0056] 在各個實(shí)施例中，壓力設(shè)備、傳感器和/或控制單元可W包括一個或多個處理器。 運(yùn)些處理器可W是能夠被軟件指令(應(yīng)用)配置為執(zhí)行各種功能(包括上面所描述的各個實(shí) 施例的功能）的任何可編程微處理器、微計算機(jī)或者多處理器忍片。在一些設(shè)備中，可W提 供多個處理器，例如一個處理器專用于傳感器或壓力讀數(shù)、計算或通信功能，并且一個處理 器專用于運(yùn)行其它應(yīng)用。通常，軟件應(yīng)用在被存取并加載到處理器中之前可W存儲在內(nèi)部 存儲器(例如，圖1中的122)中。處理器可W包括足W存儲應(yīng)用軟件指令的內(nèi)部存儲器。在許 多設(shè)備中，存儲器可W是易失性或非易失性存儲器(例如，閃存)或者二者的混合。出于本描 述的目的，對存儲器的一般性引用指代處理器可存取的存儲器，包括內(nèi)部存儲器或者插入 到控制單元中的可移除存儲器W及處理器自身內(nèi)的存儲器。
[0057] 圖7是示出了與向?qū)ο笫┘拥姆磯盒蛄械闹迪鄬?yīng)的數(shù)據(jù)與在那些反壓中的每個 反壓處所測量的傳導(dǎo)時間（即，所測量的參數(shù))的關(guān)系的圖。得到的數(shù)據(jù)點(diǎn)(示出為圖上的圓 圈）還可W被表示為數(shù)據(jù)集中的傳導(dǎo)時間和反壓的一組對應(yīng)值，例如{ttjc}。在各個實(shí)施 例中，可W選擇與所測量的參數(shù)和對應(yīng)反壓的數(shù)據(jù)集相匹配的模型。
[0058] 在各個實(shí)施例中，所選擇的模型通常會與計算局部PWV值相關(guān)聯(lián)，例如基于如下的 化amwe 11 -Hi 11方程的模型：
[0059]
方程]，
[0060] 其中，V是動脈中的局部PWV，A是動脈的橫截面面積，P是血液密度，P是跨壁壓，并 且dP/dA是跨壁壓相對于面積的導(dǎo)數(shù)。
[0061] 動脈壁的彈性屬性可W是高度非線性的。然而，在人體的常規(guī)壓力范圍內(nèi)有效的 通用壓力-應(yīng)變關(guān)系可W用下面與跨壁壓和動脈橫截面面積相關(guān)的非線性方程來表達(dá)：
[0062]
方程 2，
[0063] 其中，P是跨壁壓，P。和A。是取決于所測量的對象的參數(shù)，并且A是所測量的動脈的 橫截面面積，并且P。和A。分別是動脈在無負(fù)載狀況下的壓力和橫截面面積。由于動脈的彈性 屬性會隨時間變化，因此可W在給定的時間點(diǎn)由所研究的動脈的特定彈性屬性來給出參數(shù) P。和A。。可W根據(jù)動脈的內(nèi)壁和外壁之間的壓力差來確定跨壁壓P。
[0064] 針對橫截面面積A對方程2進(jìn)行微分，可W提供下面的方程：
[0065]
方程 3
[0066] 針對橫截面面積A求解方程2,可W提供下面的方程：
[0067]
方稻斗
[0068] 將方程3和方程4替換到方程1中可W提供針對局部PWV V的表達(dá)式，該局部PWV可 W基于參數(shù)P。和跨壁壓P。使用關(guān)系v = l/tt，其中1是傳感器之間的間距，并且tt是傳導(dǎo)時 間，可W推導(dǎo)出跨壁壓P與傳導(dǎo)時間tt之間的如下關(guān)系：
[0069]
方程 5
[0070] 如方程5中所表達(dá)的，跨壁壓P與傳導(dǎo)時間tt之間的關(guān)系不包括與動脈的面積相關(guān) 的橫截面面積A或參數(shù)A。。
[OOW 另外，跨壁壓P可W根據(jù)如下方程與反壓Pc相關(guān)：
[0072] p=mAP-P。方程 6
[0073] 在方程6中，MAP表示在沒有任何所施加的反壓的情況下的平均動脈壓力。MAP可W 利用本領(lǐng)域已知的各種無創(chuàng)設(shè)備來確定或者可W被視為另外的未知參數(shù)。
[0074] 將方程6插入到方程5中可W得到如下方程：
[0075]
方穩(wěn) 7
[0076] 可W選擇方程7作為建立傳導(dǎo)時間tt(即，所測量的參數(shù)）與所施加的反壓P。（即， 已知輸入)的關(guān)系的模型。雖然在方程7中間距1和MAP可W是變量，但間距1可W是從進(jìn)行測 量的裝置的設(shè)置中事先已知的（即，兩個傳感器之間的間距）。另外，可W從其它技術(shù)中推導(dǎo) 出MAP。此外，如密度P之類的變量也可W是事先已知的（例如，大約1060kg/m3的值可W用作 為平均密度P)dW此方式，提供傳導(dǎo)時間tt和對應(yīng)的反壓P。的數(shù)據(jù)集可W使得能夠確定一 個未知參數(shù)P。。如果選擇方程7作為將在擬合過程之后使用的模型，可W估計未知參數(shù)P。并 用于確定根據(jù)各個實(shí)施例所估計的PWV。
[0077] 方程7中列舉的模型反映了對動脈的生理力學(xué)的物理理解，并且因此可W很好地 擬合到各種數(shù)據(jù)集。方程7中所列舉的模型基于預(yù)先確定的動脈中呈指數(shù)的應(yīng)力-應(yīng)變關(guān)系 (例如，方程2)。替代地，雙線性應(yīng)力-應(yīng)變關(guān)系可W用于推導(dǎo)出建立所測量的參數(shù)與所施加 的反壓的關(guān)系的稍微不同的模型。方程7的該替代版本、上面所給出的方程7的版本、W及其 它模型可W是預(yù)先確定的模型集(其可W用于根據(jù)各個實(shí)施例估計至少一個參數(shù)并確定所 估計的PWV)的一部分。
[0078] 在各個實(shí)施例中，經(jīng)驗(yàn)?zāi)Ｐ涂蒞用作為預(yù)先確定的模型集的一部分。雖然經(jīng)驗(yàn)?zāi)?型可能不會緊密地基于動脈中發(fā)生的生理過程，但在某些情況下，經(jīng)驗(yàn)?zāi)Ｐ涂蒞是基于所 收集和所使用的數(shù)據(jù)集的最佳擬合或另外優(yōu)選的模型。另一個模型可W主要或者純粹基于 從對象的測量中推導(dǎo)出的數(shù)據(jù)點(diǎn)。例如，數(shù)據(jù)點(diǎn)的圖形映射可W轉(zhuǎn)換成方程，該方程可W適 合作為用于確定未知參數(shù)的模型。
[0079] 下面的方程8和9是適合于說明從測量中收集到的數(shù)據(jù)模式并且因此適合于估計 未知參數(shù)的其它模型的例子。
[0080]
方程 8
[0081 ] tt = a+bPc+c(Pc)2 方程 9
[0082] 在方程8和方程9中，雖然傳導(dǎo)時間tt和反壓化是熟悉的變量，但變量K1、Κ2、a、b和 C是可W確定的其它未知參數(shù)。根據(jù)本文的各個實(shí)施例，可W開發(fā)額外的方程并用作為適當(dāng) 的模型。
[0083] 各個實(shí)施例在選擇模型中估計一個或多個未知參數(shù)，但是可W基于數(shù)據(jù)擬合過程 來選擇模型。數(shù)據(jù)擬合過程可w使用用于確定特定模型擬合到可用數(shù)據(jù)集的程度的技術(shù)。 W此方式，數(shù)據(jù)擬合過程可W確定最佳擬合模型作為最佳地預(yù)測數(shù)據(jù)集中的值的模型。再 次參考圖7,數(shù)據(jù)集{tt，Pc}提供了傳導(dǎo)時間tt和對應(yīng)的反壓Pc的值。使用運(yùn)些值，預(yù)先確定 的模型集(例如，上面所討論的示例性模型)可W用于確定提供最佳擬合的模型。W此方式， 提供到數(shù)據(jù)集的最佳擬合的模型可W被選擇用于估計未知參數(shù)。
[0084] 擬合過程可W使用一個或多個擬合技術(shù)，例如最小二乘、加權(quán)最小二乘(例如，加 權(quán)與反壓成比例的擬合）、迭代比例擬合、矩陣排序、回歸分析、或者微分或偏微分方程的 解。另外，所確定的模型集可能不完全擬合數(shù)據(jù)集。因此，雖然可W使用最佳擬合模型，但是 另外地可W例如通過加權(quán)來進(jìn)一步增強(qiáng)最佳擬合模型。例如，在反壓序列之中，較高的反壓 的權(quán)重可W大于較低的反壓，W找到更佳的擬合模型。
[0085] 替代的數(shù)據(jù)擬合過程可W考慮一組未知參數(shù)。例如，在根據(jù)方程7的模型中，如間 距1或MAP之類的變量可能不會事先已知（即，在進(jìn)行測量時它們的值未知或者可能未精確 地估計）。因此，根據(jù)各個實(shí)施例，可W使用通過數(shù)據(jù)擬合技術(shù)所選擇的模型來估計運(yùn)些另 外的未知參數(shù)。當(dāng)數(shù)據(jù)集中數(shù)據(jù)點(diǎn)的數(shù)量超過擬合參數(shù)的數(shù)量時，可W更準(zhǔn)確地擬合數(shù)據(jù) 模型。
[0086] 通過擬合過程，可W計算選擇模型中的未知參數(shù)。例如，考慮如下場景，其在該場 景中，基于最佳擬合，從預(yù)先確定的模型集中選擇方程7作為模型。另外，與未知參數(shù)Po相 對，在事先知道所有已知變量的值的情況下，來自數(shù)據(jù)集{tt，Pc}的值可W用于估計未知參 數(shù)P。的值。
[0087] 一旦估計了未知參數(shù)P。的值，就可W再一次使用選擇模型。然而，運(yùn)時可W使用所 估計的未知參數(shù)P。和針對反壓Pc的值的零值。針對反壓Pc使用零值可W反映在未向?qū)ο蟮?動脈施加反壓時的狀況。W此方式，方程7可W如下改寫W反映反壓P。的零值：
[0088]
方程 10
[0089] 在確定了先前未知的參數(shù)P。的值的情況下，方程10可W用于確定與未向?qū)ο笫┘?外部反壓相關(guān)聯(lián)的所估計的傳導(dǎo)時間tt。另外，知道了間距1并用該間距1除W所估計的傳 導(dǎo)時間可W提供與未向?qū)ο笫┘臃磯合嚓P(guān)聯(lián)的所估計的PWV。例如針對零反壓所估計的PWV 可W與在零反壓處直接測量的PWV不同。然而，根據(jù)各個實(shí)施例所估計的PWV可W提供對局 部PWV的更可靠的確定，與直接使用常規(guī)方法的局部PWV更小的不確定性相關(guān)聯(lián)。
[0090] 圖8根據(jù)各個實(shí)施例，示出了用于確定對象的動脈中所估計的PWV的方法800。可W 由壓力設(shè)備(例如，100、200、400、500、600)、一個或多個傳感器(例如，110、112、211、213、 410、510)和控制單元(例如，120、220、420、520)或者其它計算設(shè)備來執(zhí)行方法800的操作。
[0091] 參考圖1-圖8,在框810中，壓力設(shè)備(例如，100、200、400、500、600)可^在對象上 的設(shè)定位置處施加反壓。用作為束緊帶的特定壓力設(shè)備(例如，充氣袖帶)可W限制設(shè)定位 置可W在對象上位于何處。否則，設(shè)定位置可W針對多個不同的反壓施加保持在對象上的 一個地方。由壓力設(shè)備施加的反壓的值可W存儲在存儲器(例如，存儲器122)中。
[0092] 在框820中，傳感器(例如，110、112、211、213、410、510)可^測量與?胖￥相關(guān)的一個 或多個可測量參數(shù)(即，第一參數(shù)）。在各個實(shí)施例中，所測量的參數(shù)是脈搏傳導(dǎo)時間。然而， 根據(jù)各個實(shí)施例，可W替代地或另外地測量其它參數(shù)。所測量的參數(shù)可W基于與沿著動脈 分隔開距離1的兩個位置處的擴(kuò)張脈搏(動脈擴(kuò)張)或流動脈搏(血液流動速度變化)相關(guān)的 記錄數(shù)量。從一次出現(xiàn)到下一次的時間可W定義傳導(dǎo)時間tt。設(shè)備可W通過使用各種原理 中的一個或多個原理(例如生物電阻抗(例如，阻抗容積描記）、光學(xué)測量(例如，光學(xué)吸收/ 散射，諸如光電容積描記）、超聲波、W及核磁共振)來測量擴(kuò)張。類似地，可W利用使用各種 原理中的一個或多個原理(例如，超聲波、生物電阻抗(例如，利用對流動敏感的檢測技術(shù)） 和/或光學(xué)測量(例如，光學(xué)差分多普勒或傳導(dǎo)時間））的設(shè)備來測量流動脈搏。另外，可W應(yīng) 用其它方法，其基于利用多普勒效應(yīng)的傳播電磁福射(例如，微波），或者核磁共振的衍生物 也可W測量流動。由傳感器測量的值可W存儲在存儲器(例如，存儲器122)中。
[0093] 在判定框830中，控制單元(例如，120、220、420、520)可^確定是否需要對參數(shù)的 額外測量來確定所估計的PWV。每次測量收集可W用于確定未知參數(shù)并且最終確定所估計 的PWV的數(shù)據(jù)點(diǎn)。收集的數(shù)據(jù)點(diǎn)越多，越可能確定對PWV的準(zhǔn)確估計。然而，如果每次施加反 壓和對應(yīng)的測量花費(fèi)太長時間，則所測量的對象對于眾多的測量可能不會有無限的耐屯、。 因此，所使用的測量次數(shù)會是有限的并且被設(shè)定為預(yù)先確定的最小值。W此方式，處理器可 W對其中存儲壓力值和傳感器測量的存儲器進(jìn)行存取，W確定是否已經(jīng)收集了足夠數(shù)量的 數(shù)據(jù)點(diǎn)。響應(yīng)于確定需要對參數(shù)的額外測量(即，判定框830="是"），在框835中控制單元可 W觸發(fā)反壓的變化，之后是在框810中施加經(jīng)變化的反壓。響應(yīng)于確定不需要對參數(shù)的額外 測量(即，判定框830="否"），在框840中控制單元可W選擇模型(例如，方程7)，該模型可W 在框850中用于估計未知參數(shù)。
[0094] 在框840中，控制單元可W從一組模型中選擇模型。對模型的選擇可W基于最佳擬 合或其它考慮因素。例如，擬合過程可W用于對模型的選擇，其中擬合過程可W包括簡單的 最小二乘擬合或者包括對值的加權(quán)(其中加權(quán)與相應(yīng)所施加的外部反壓成比例）的擬合。另 夕h可W使用其它的擬合技術(shù)，例如，最小二乘、加權(quán)最小二乘(例如，加權(quán)與反壓成比例的 擬合）、迭代比例擬合、矩陣排序、回歸分析、或者微分或偏微分方程的解?？蒞從預(yù)先確定 的動脈的應(yīng)力-應(yīng)變關(guān)系、Bramwell-化11方程、指數(shù)模型、雙線性模型和/或其它中選擇模 型。
[0095] 在框850中，控制單元可W在所選擇的模型中估計一個或多個未知參數(shù)，其中所選 擇的模型建立參數(shù)與反壓的關(guān)系。使用在框840中所選擇的模型，在模型中可W使用所測量 的參數(shù)和對應(yīng)的反壓，W確定未知參數(shù)的值。每個數(shù)據(jù)點(diǎn)可W對應(yīng)于不同的未知參數(shù)值，但 是均值、中值或者模式值可W用作為所估計的未知參數(shù)的值。
[0096] 在框860中，控制單元可W基于所估計的未知參數(shù)來確定所估計的PWV。一旦確定 了所估計的PWV，控制單元就可W提供輸出，例如用于使用已知的轉(zhuǎn)換技術(shù)來提供壓力讀 數(shù)、測試、診斷或其它用途。輸出可W指示所估計的PWV并且可W使用在用于確定所估計的 PWV的模型中未施加的外部反壓來確定。輸出可W記錄在醫(yī)療記錄中并提供給對象、醫(yī)療從 業(yè)者、技術(shù)人員或其它實(shí)體。在框860中確定所估計的PWV之后，控制單元可W重復(fù)方法800 的操作，發(fā)起壓力設(shè)備W便再一次在框810中施加反壓?？蛇x地，在框810中施加之前反壓可 W改變。
[0097] 提供前述的方法描述和過程流程圖僅作為說明性的例子，并非旨在要求或暗示必 須用所給出的次序來執(zhí)行各個實(shí)施例的步驟。如本領(lǐng)域技術(shù)人員將意識到的，可W用一種 W上的次序來執(zhí)行前述實(shí)施例中的步驟的次序。諸如"此后"、"然后"、"接下來"之類的詞語 并非旨在對步驟的次序進(jìn)行限制;運(yùn)些詞語僅用于引導(dǎo)讀者貫穿對方法的描述。此外，w單 數(shù)形式對權(quán)利要求要素的任何引用，例如使用冠詞"一"、"一個"或"所述"不應(yīng)解釋為將要 素限制為單數(shù)。
[0098] 例如，雖然本文使用術(shù)語"第一"和"第二"來描述與脈搏波速度或其它要素相關(guān)的 參數(shù)，但運(yùn)些標(biāo)識符僅是出于方便的目的，并非意在將各個實(shí)施例限制于特定的次序、序 列、網(wǎng)絡(luò)類型或載波。
[0099] 結(jié)合本文所公開的實(shí)施例所描述的各種說明性的邏輯框、模塊、電路和算法步驟 可W實(shí)現(xiàn)為電子硬件、計算機(jī)軟件或者二者的組合。為了清楚地說明硬件和軟件的運(yùn)種可 互換性，上面已經(jīng)對各種說明性的組件、框、模塊、電路和步驟圍繞其功能進(jìn)行了一般性描 述。至于運(yùn)種功能是實(shí)現(xiàn)為硬件還是軟件，運(yùn)取決于特定的應(yīng)用和施加在整體系統(tǒng)上的設(shè) 計約束。技術(shù)人員可W針對每個特定應(yīng)用W不同的方式來實(shí)現(xiàn)所描述的功能，但是運(yùn)種實(shí) 現(xiàn)決策不應(yīng)當(dāng)解釋為致使偏離本發(fā)明的范圍。
[0100] 利用被設(shè)計為執(zhí)行本文所描述的功能的通用處理器、數(shù)字信號處理器(DSP)、專用 集成電路(ASIC)、現(xiàn)場可編程口陣列(FPGA)或者其它可編程邏輯器件、分立口或晶體管邏 輯器件、分立硬件組件或者其任意組合，可W實(shí)現(xiàn)或執(zhí)行用于實(shí)現(xiàn)結(jié)合本文公開的各方面 所描述的各種說明性的邏輯單元、邏輯框、模塊和電路的硬件。通用處理器可W是微處理 器，但在替代方案中，該處理器可W是任何常規(guī)的處理器、控制器、微控制器或狀態(tài)機(jī)。處理 器還可W實(shí)現(xiàn)為計算設(shè)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(nèi)核的結(jié)合，或者任何其它此種配置。替代地，可W由特定于給定功能的電 路來執(zhí)行一些步驟或方法。
[0101] 在一個或多個實(shí)施例中，所描述的功能可W在硬件、軟件、固件或其任意組合中實(shí) 現(xiàn)。如果在軟件中實(shí)現(xiàn)，則所述功能可W作為一條或多條指令或代碼存儲在非暫時性計算 機(jī)可讀介質(zhì)或者非暫時性處理器可讀介質(zhì)上。本文所公開的方法或算法的步驟可W體現(xiàn)在 處理器可執(zhí)行軟件模塊中，該處理器可執(zhí)行軟件模塊可W駐留在非暫時性計算機(jī)可讀或處 理器可讀存儲介質(zhì)上。非暫時性計算機(jī)可讀或處理器可讀存儲介質(zhì)可W是可W由計算機(jī)或 處理器存取的任何存儲介質(zhì)。通過舉例而非限制性的方式，運(yùn)種非暫時性計算機(jī)可讀或處 理器可讀介質(zhì)可W包括341、1?01、66?1?01、。1^\細(xì)存儲器^0-1?01或其它光盤存儲、磁盤存儲 或其它磁存儲設(shè)備，或者可用于存儲具有指令或數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)形式的期望的程序代碼并且可W 由計算機(jī)存取的任何其它介質(zhì)。如本文所使用的，磁盤(disk)和光盤(disc)包括壓縮光盤 (CD)、激光光盤、光盤、數(shù)字多功能光盤(DVD)、軟盤和藍(lán)光光盤，其中磁盤通常磁性地復(fù)制 數(shù)據(jù)，而光盤利用激光來光學(xué)地復(fù)制數(shù)據(jù)。上面各項(xiàng)的組合也包括在非暫時性計算機(jī)可讀 和處理器可讀介質(zhì)的范圍內(nèi)。另外，方法或算法的操作可W作為代碼和/或指令的一個或任 意組合或集合駐留在可W被并入計算機(jī)程序產(chǎn)品中的非暫時性處理器可讀介質(zhì)和/或計算 機(jī)可讀介質(zhì)上。
[0102] 提供對所公開的實(shí)施例的W上描述是為了使得本領(lǐng)域任何技術(shù)人員能夠?qū)嵤┗?使用本發(fā)明。對運(yùn)些實(shí)施例的各種修改對于本領(lǐng)域技術(shù)人員來說將是顯而易見的，并且在 不偏離本發(fā)明的精神或范圍的情況下，本文所定義的總體原理可W應(yīng)用于其它實(shí)施例。因 此，本發(fā)明并非旨在受限于本文所示出的實(shí)施例，而是旨在被給予與上面的權(quán)利要求W及 本文所公開的原理和新穎性特征相一致的最廣的范圍。
【主權(quán)項(xiàng)】
1. 一種用于確定對象的動脈的估計的脈搏波速度的方法，包括： 利用壓力設(shè)備在所述對象上的設(shè)定位置處對所述動脈施加反壓序列，其中，所述反壓 序列中的每個反壓彼此不同、施加在所述設(shè)定位置處、并且在零至所述對象的舒張壓之間； 當(dāng)施加所述反壓序列中的每個反壓時，測量與脈搏波速度相關(guān)的第一參數(shù)； 在建立所測量的第一參數(shù)與所述反壓序列中的每個反壓的關(guān)系的模型中估計第二參 數(shù)；以及 基于在所述模型中估計的所述第二參數(shù)來確定所估計的脈搏波速度。2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述反壓序列均以如下方式施加壓力，使得所述 壓力是與包含所述動脈的肢體的縱向方向垂直而施加的。3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述反壓序列均通過由所述對象在所述設(shè)定位置 處穿戴的束緊帶而施加。4. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其中，測量所述第一參數(shù)包括:使用設(shè)置在所述束緊帶 與所述對象的皮膚的一部分之間的兩個傳感器。5. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其中，測量所述第一參數(shù)包括:使用設(shè)置在所述對象的 皮膚的一部分上并且在所述束緊帶的相對端外部的兩個傳感器。6. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其中，測量所述第一參數(shù)包括:使用嵌入在所述束緊帶 內(nèi)部的超聲波傳感器。7. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，測量所述第一參數(shù)包括:在所述設(shè)定位置處跨越 小于20cm的跨度進(jìn)行測量，其中，所述反壓序列均沿著所述跨度而施加。8. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，測量所述第一參數(shù)包括:使用沿著所述動脈間隔 開某一跨度的兩個傳感器，以測量脈搏在所述兩個傳感器之間的傳導(dǎo)時間。9. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，測量所述第一參數(shù)包括:檢測所述動脈隨時間的 擴(kuò)張。10. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，測量所述第一參數(shù)包括:測量第一組參數(shù)。11. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述第一參數(shù)是使用從由以下各項(xiàng)構(gòu)成的群組 中選擇的技術(shù)來測量的：張力測量法、超聲波、核磁共振、電磁波的傳播屬性、光學(xué)測量、以 及生物電阻抗。12. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，在所述模型中估計的所述第二參數(shù)包括第二組 參數(shù)。13. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，還包括： 基于所述模型與在所述反壓序列中的每個反壓處測量的所述第一參數(shù)的最佳擬合，從 預(yù)先確定的模型集中選擇所述模型。14. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述模型是從由以下各項(xiàng)構(gòu)成的群組中選擇的： 所述動脈的預(yù)先確定的應(yīng)力-應(yīng)變關(guān)系、Bramwel Ι-Hill方程、指數(shù)模型、以及雙線性模型。15. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，當(dāng)估計所述第二參數(shù)時，在所述反壓序列之中， 較高的反壓的權(quán)重大于較低的反壓。16. -種用于確定對象的動脈的估計的脈搏波速度的設(shè)備，包括： 壓力設(shè)備，所述壓力設(shè)備被配置為：在所述對象上的設(shè)定位置處對所述動脈施加反壓 序列，其中，所述反壓序列中的每個反壓彼此不同、在所述設(shè)定位置處施加、并且在零至所 述對象的舒張壓之間； 傳感器，所述傳感器被配置為：當(dāng)施加所述反壓序列中的每個反壓時，測量與脈搏波速 度相關(guān)的第一參數(shù);以及 處理器，所述處理器耦合到所述壓力設(shè)備和所述傳感器，所述處理器被配置有用于執(zhí) 行包括以下各項(xiàng)操作的處理器可執(zhí)行指令： 在建立所測量的所述第一參數(shù)與所述反壓序列中的每個反壓的關(guān)系的模型中估計第 二參數(shù)；以及 基于在所述模型中估計的所述第二參數(shù)來確定所估計的脈搏波速度。17. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的設(shè)備，其中，所述反壓序列均施加與包含所述動脈的肢體的 縱向方向垂直的壓力。18. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的設(shè)備，其中，所述壓力設(shè)備包括由所述對象在所述設(shè)定位置 處穿戴的束緊帶。19. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的設(shè)備，其中，所述傳感器包括設(shè)置在所述束緊帶與所述對象 的皮膚的一部分之間的兩個傳感器。20. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的設(shè)備，其中，所述傳感器包括設(shè)置在所述對象的皮膚的一部 分上并且在所述束緊帶的相對端外部的兩個傳感器。21. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的設(shè)備，其中，所述傳感器包括嵌入在所述束緊帶內(nèi)部的超聲 波傳感器。22. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的設(shè)備，其中，所述傳感器被配置為在所述設(shè)定位置處跨越小 于20cm的跨度測量所述第一參數(shù)，其中，所述反壓序列均沿著所述跨度而施加。23. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的設(shè)備，其中，所述傳感器包括沿著所述動脈間隔開某一跨度 的兩個傳感器，以測量脈搏在所述兩個傳感器之間的傳導(dǎo)時間。24. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的設(shè)備，其中，所述傳感器被配置為:檢測所述動脈隨時間的 擴(kuò)張。25. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的設(shè)備，其中，所述傳感器被配置為:測量第一組參數(shù)。26. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的設(shè)備，其中，所述傳感器包括從由以下各項(xiàng)構(gòu)成的群組中所 選擇的技術(shù):張力測量法、超聲波、核磁共振、電磁波的傳播屬性、光學(xué)測量、以及生物電阻 抗。27. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的設(shè)備，其中，所述處理器被配置為使得所述第二參數(shù)包括第 二組參數(shù)。28. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的設(shè)備，其中，所述處理器被配置有用于執(zhí)行操作的處理器可 執(zhí)行指令，所述操作還包括： 基于所述模型與在所述反壓序列中的每個反壓處測量的所述第一參數(shù)的最佳擬合，從 預(yù)先確定的模型集中選擇所述模型。29. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的設(shè)備，其中，所述處理器被配置有用于執(zhí)行操作的處理器可 執(zhí)行指令，使得所述模型是從由以下各項(xiàng)構(gòu)成的群組中選擇的：所述動脈的預(yù)先確定的應(yīng) 力-應(yīng)變關(guān)系、Bramwell-Hill方程、指數(shù)模型、以及雙線性模型。30. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的設(shè)備，其中，所述處理器被配置有用于執(zhí)行操作的處理器可 執(zhí)行指令，使得當(dāng)估計所述第二參數(shù)時，在所述反壓序列之中，較高的反壓的權(quán)重大于較低 的反壓。31. -種用于確定對象的動脈的估計的脈搏波速度的設(shè)備，包括： 用于利用壓力設(shè)備在所述對象上的設(shè)定位置處對所述動脈施加反壓序列的單元，其 中，所述反壓序列中的每個反壓彼此不同、施加在所述設(shè)定位置處、并且在零至所述對象的 舒張壓之間； 用于當(dāng)施加所述反壓序列中的每個反壓時，測量與脈搏波速度相關(guān)的第一參數(shù)的單 元； 用于在建立所測量的第一參數(shù)與所述反壓序列中的每個反壓的關(guān)系的模型中估計第 二參數(shù)的單元；以及 用于基于在所述模型中估計的所述第二參數(shù)來確定所估計的脈搏波速度的單元。32. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于施加所述反壓序列的單元包括：用于施加 每個反壓，使得所述壓力是與包含所述動脈的肢體的縱向方向垂直而施加的單元。33. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于施加所述反壓序列的單元包括：用于收緊 由所述對象在所述設(shè)定位置處穿戴的束緊帶的單元。34. 根據(jù)權(quán)利要求33所述的設(shè)備，其中，用于測量所述第一參數(shù)的單元包括:設(shè)置在所 述束緊帶與所述對象的皮膚的一部分之間的用于測量所述第一參數(shù)的要素的單元。35. 根據(jù)權(quán)利要求33所述的設(shè)備，其中，用于測量所述第一參數(shù)的單元包括:設(shè)置在所 述對象的皮膚的一部分上并且在所述束緊帶的相對端外部的用于測量所述第一參數(shù)的要 素的單元。36. 根據(jù)權(quán)利要求33所述的設(shè)備，其中，用于測量所述第一參數(shù)的單元包括:嵌入在所 述束緊帶內(nèi)部的用于測量超聲波的單元。37. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于測量所述第一參數(shù)的單元包括：用于在所 述設(shè)定位置處跨越小于20cm的跨度測量所述第一單數(shù)的單元，其中，所述反壓序列中的每 個反壓沿著所述跨度而施加。38. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于測量所述第一參數(shù)的單元包括:沿著所述 動脈間隔開某一跨度的用于測量所述第一參數(shù)的要素的單元，以測量脈搏通過所述跨度的 傳導(dǎo)時間。39. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于測量所述第一參數(shù)的單元包括：用于檢測 所述動脈隨時間的擴(kuò)張的單元。40. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于測量所述第一參數(shù)的單元包括：用于測量 第一組參數(shù)的單元。41. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于測量所述第一參數(shù)的單元包括從由以下各 項(xiàng)構(gòu)成的群組中選擇的技術(shù):張力測量法、超聲波、核磁共振、電磁波的傳播屬性、光學(xué)測 量、以及生物電阻抗。42. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于估計所述第二參數(shù)的單元包括：用于估計 第二組參數(shù)的單元。43. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，還包括： 用于基于所述模型與在所述反壓序列中的每個反壓處測量的所述第一參數(shù)的最佳擬 合，從預(yù)先確定的模型集中選擇所述模型的單元。44. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，所述模型是從由以下各項(xiàng)構(gòu)成的群組中選擇 的:所述動脈的預(yù)先確定的應(yīng)力-應(yīng)變關(guān)系、Bramwe 11 -Hi 11方程、指數(shù)模型、以及雙線性模 型。45. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于在建立所測量的所述第一參數(shù)與所述反壓 序列中的每個反壓的所述關(guān)系的所述模型中估計所述第二參數(shù)的單元包括:用于通過在所 述反壓序列之中使較高的反壓的權(quán)重大于較低的反壓，來估計所述第二參數(shù)的單元。46. -種其上存儲有處理器可執(zhí)行指令的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，所述處理器 可執(zhí)行指令被配置為使得處理器執(zhí)行用于確定對象的動脈的估計的脈搏波速度的操作，所 述操作包括： 利用壓力設(shè)備在所述對象上的設(shè)定位置處對所述動脈施加反壓序列，其中，所述反壓 序列中的每個反壓彼此不同、施加在所述設(shè)定位置處、并且在零至所述對象的舒張壓之間； 當(dāng)施加所述反壓序列中的每個反壓時，測量與脈搏波速度相關(guān)的第一參數(shù)； 在建立所測量的第一參數(shù)與所述反壓序列中的每個反壓的關(guān)系的模型中估計第二參 數(shù)；以及 基于在所述模型中估計的所述第二參數(shù)來確定所估計的脈搏波速度。47. 根據(jù)權(quán)利要求46所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得所述反壓序列均施加與包含所述動脈的肢 體的縱向方向垂直的壓力。48. 根據(jù)權(quán)利要求46所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所述反壓序列均通過 由所述對象在所述設(shè)定位置處穿戴的束緊帶而施加。49. 根據(jù)權(quán)利要求48所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得測量所述第一參數(shù)包括:使用設(shè)置在所述 束緊帶與所述對象的皮膚的一部分之間的兩個傳感器。50. 根據(jù)權(quán)利要求48所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得測量所述第一參數(shù)包括:使用設(shè)置在所述 對象的皮膚的一部分上并且在所述束緊帶的相對端外部的兩個傳感器。51. 根據(jù)權(quán)利要求48所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得測量所述第一參數(shù)包括:使用嵌入在所述 束緊帶內(nèi)部的超聲波傳感器。52. 根據(jù)權(quán)利要求46所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得測量所述第一參數(shù)包括:在所述設(shè)定位置 處跨越小于20cm的跨度進(jìn)行測量，其中，所述反壓序列均沿著所述跨度而施加。53. 根據(jù)權(quán)利要求46所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得測量所述第一參數(shù)包括:使用沿著所述動 脈間隔開某一跨度的兩個傳感器，以測量脈搏在所述兩個傳感器之間的傳導(dǎo)時間。54. 根據(jù)權(quán)利要求46所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得測量所述第一參數(shù)包括:檢測所述動脈隨 時間的擴(kuò)張。55. 根據(jù)權(quán)利要求46所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得測量所述第一參數(shù)包括:測量第一組參數(shù)。56. 根據(jù)權(quán)利要求46所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得所述第一參數(shù)是使用從由以下各項(xiàng)構(gòu)成的 群組中選擇的技術(shù)來測量的：張力測量法、超聲波、核磁共振、電磁波的傳播屬性、光學(xué)測 量、以及生物電阻抗。57. 根據(jù)權(quán)利要求46所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得在所述模型中估計的所述第二參數(shù)包括第 二組參數(shù)。58. 根據(jù)權(quán)利要求46所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，所述操作還包括： 基于所述模型與在所述反壓序列中的每個反壓處測量的所述第一參數(shù)的最佳擬合，從 預(yù)先確定的模型集中選擇所述模型。59. 根據(jù)權(quán)利要求46所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得所述模型是從由以下各項(xiàng)構(gòu)成的群組中選 擇的：所述動脈的預(yù)先確定的應(yīng)力-應(yīng)變關(guān)系、Bramwe 11 -H i 11方程、指數(shù)模型、以及雙線性 模型。60. 根據(jù)權(quán)利要求46所述的非暫時性處理器可讀存儲介質(zhì)，其中，所存儲的處理器可執(zhí) 行指令被配置為使得所述處理器執(zhí)行操作，使得當(dāng)估計所述第二參數(shù)時，在所述反壓序列 之中，較高的反壓的權(quán)重大于較低的反壓。
【文檔編號】A61B8/02GK106028917SQ201580009868
【公開日】2016年10月12日
【申請日】2015年2月19日
【發(fā)明人】L·拉丁, D·B·貝克
【申請人】高通股份有限公司