TW201803515A

TW201803515A - 血壓量測裝置的動態校準

Info

Publication number: TW201803515A
Application number: TW106120284A
Authority: TW
Inventors: 拉爾斯拉丁; 大衛波帝屈貝克
Original assignee: 高通公司
Priority date: 2016-06-24
Filing date: 2017-06-19
Publication date: 2018-02-01
Also published as: EP3474749B1; US20170367659A1; CN109414222A; US11337657B2; CN109414222B; EP3474749A1; WO2017222732A1

Abstract

各個實施例經由決定定義患者的動脈的應力-應變關係的多個參數來實現校準非侵入式血壓量測裝置。該裝置可以從在兩個或更多個量測高度的血壓感測器獲得輸出信號。所獲得的量測信號可以被濾波成AC和準DC分量，以及結果擬合到指數函數以計算與靜脈引流/注入率有關的動脈時間常數和靜脈時間常數。動脈和靜脈時間常數可以用於計算無窮比率。無窮比率和所獲得的感測器輸出可以用於計算定義被測動脈的應力-應變關係的多個參數的值。一旦被定義，可以儲存該應力-應變關係並將其應用於未來的感測器輸出信號（例如，血壓量測通信期）以推斷患者血壓。

Description

血壓量測裝置的動態校準

本案內容係關於對血壓量測裝置的動態校準。

用於量測心血管特性的裝置遭受的問題是量測本身強烈干擾受試者的狀態，從而導致錯誤的結果。當前的基於袖帶的方法可能施加顯著的生理影響。在當前的基於袖帶的方法中，經由束緊動脈來獲得心臟收縮血壓，在大多數情況下，該動脈是上臂的肱動脈。束緊動脈影響脈壓傳播和脈壓形狀，這僅可以在外周系統中容忍。此外，心臟舒張壓是從當跨壁壓（動脈的外側和內側之間的壓差）接近零時獲得的量測值而推導出的，這暗示著在遠離正常的條件下進行這些量測。

此外，基於可充氣袖帶和在臨床環境中執行的量測的傳統方法可能具有引起患者血壓變化的強烈心理影響。例如，在臨床環境中的心理影響可能導致患者血壓升高。此類現象通常被稱為「白袍綜合症」或「白袍高血壓」。在額外的實例中，在正常的日常活動期間患者的血壓可能升高，但在臨床環境中可能不升高。此類現象通常被稱為「掩蔽性高血壓」。

另外，血壓通常隨著時間表現出相當大的變化性。因此，辨識血壓的晝夜變化或其他臨時變化對於正確診斷高血壓、偵測敗血症和決定中樞心血管特性可能是重要的。最近亦顯示，執行動態血壓量測可能會比「根據需要」或自組血壓量測節省成本，因為非固定血壓量測可以實現對高血壓的早期偵測，從而降低治療成本。

各個實施例可以包括：用於使用動脈時間常數與靜脈引流/注入時間常數之比（其被稱為「無窮比率」）來校準血壓量測裝置的方法、用於實現該方法的裝置、以及包括使處理器執行包括該方法的指令的非暫時處理器可讀儲存媒體。各個實施例可以包括一種經由以下操作來校準被放置於受試者的身體上的血壓量測裝置的方法：從血壓量測裝置的一或多個感測器獲得兩個或更多個量測出的脈搏，其中來自該兩個或更多個量測出的脈搏中的至少兩個量測出的脈搏對應於血壓量測裝置的不同高度；基於該兩個或更多個量測出的脈搏，決定動脈時間參數和靜脈時間參數；基於該等不同高度之間的差異，決定流體靜壓變化；及基於動脈時間參數、靜脈時間參數和流體靜壓變化，決定應力-應變關係。

一些實施例可以包括：基於該動脈時間參數和該靜脈時間參數，決定無窮比率，以及在此類實施例中，決定應力-應變關係是基於無窮比率和流體靜壓變化的。

此類實施例可以包括：決定當前平均動脈壓，其可以至少部分地基於應力-應變關係；決定脈壓，其可以至少部分地基於應力-應變關係以及血壓量測裝置的兩個或更多個不同高度之間的壓力的變化；決定心臟舒張血壓和心臟收縮血壓，其可以基於當前平均動脈壓和脈壓；及儲存應力-應變關係、當前平均動脈壓、脈壓、心臟舒張血壓、心臟收縮血壓或其任意組合。

在此類實施例中，該兩個或更多個量測出的脈搏是使用以下各項中的一項或多項來量測的：生物阻抗、阻抗體積描計、血液容積圖、超聲波或其任意組合。

在此類實施例中，決定靜脈時間參數可以包括：使用低通濾波器來濾波該兩個或更多個量測出的脈搏；辨識與量測高度之間的轉換相對應的經低通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的部分；將指數衰減函數擬合到經低通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的所辨識的部分；及基於指數衰減函數，決定靜脈時間參數。

在此類實施例中，決定動脈時間參數可以包括：使用高通濾波器來濾波該兩個或更多個量測出的脈搏；決定經高通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的心臟舒張部分；將指數衰減函數擬合到經高通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的心臟舒張部分；及基於指數衰減函數，決定動脈時間參數。

在此類實施例中，血壓量測裝置的兩個或更多個不同高度可以包括在受試者的心臟水平處的或在受試者的心臟水平之下的第一高度以及第二高度，第二高度可以低於第一高度的高度。

在此類實施例中，無窮比率可以是針對與特定高度相關聯的量測出的脈搏中的每組脈搏來計算的。

在此類實施例中，無窮比率可以被計算成基於針對兩個或更多個不同高度之每一者高度來計算的無窮比率的平均值。

進一步的實施例可以包括一種血壓量測裝置，其具有一或多個動脈量測感測器、一或多個高度感測器、以及被配置有用於執行上述方法的操作的處理器可執行指令的一或多個處理器。另外的實施例可以包括一種血壓量測裝置，其具有用於執行上述方法的功能的單元。另外的實施例包括一種其上儲存有處理器可執行指令的非暫時性處理器可讀儲存媒體，該等處理器可執行指令被配置為使處理器執行上述方法的操作。

將參考附圖對各個實施例進行詳細描述。只要可能，貫穿附圖將使用相同的元件符號來代表相同或相似的部分。對特定實例和實現方式的引用是出於說明性目的，並不意欲限制或請求項的範疇。

各個實施例可以包括經由量測與動脈擴張和靜脈注入/引流率成比例的量，以及使用量測結果決定用於定義患者的動脈或靜脈的應力-應變關係的多個參數，來校準血壓量測裝置。用於定義應力-應變關係的多個參數可以應用於未來的裝置量測結果，以推斷患者的血壓。在一些實現方式中，決定多個應力-應變參數可以包括在兩個或更多個量測位置（例如，患者的四肢的不同高度）處獲得感測器輸出信號。所獲得的量測信號可以被濾波並被用於計算表示時間常數（亦即，動脈時間常數）與靜脈引流/注入率（亦即，靜脈時間常數）之間的關係的無窮比率（infinity ratio）。無窮比率和所獲得的感測器輸出可以用於計算定義與患者的脈搏相關聯的應力-應變關係的多個參數的值。一旦被定義，可以儲存該應力-應變關係並將其應用於未來的感測器輸出信號（例如，血壓量測通信期）以推斷患者血壓。

本文可以使用術語「血壓量測裝置」、「血壓監測裝置」和「非干擾式（non-interfering）血壓量測裝置」來代表具有整合生物計量感測器的裝置，用於讀取可以用於決定患者的血壓的信號。此類裝置可以包括可忽略的干擾和可忽略的感知配置或形式血壓量測裝置（例如，可穿戴的貼片、手鐲、腳鐲、手錶等）。此類裝置亦可以包括整合到傢俱、衣服、辦公室配件以及患者的四肢接觸到的其他物品的生物計量血壓量測感測器。非干擾式血壓量測裝置可以包括被配置為在不對患者的肢體進行束緊、變形或扭轉的情況下獲得量測結果的生物計量感測器。

各個實施例提供了實現以對量測的最小干擾進行對血壓監測裝置的動態非侵入式（non-invasive）校準的方法的方法和裝置。各個實施例可以實現對血壓的非干擾式量測。

在各個實施例中，血壓量測裝置可以包括提供量測信號的一或多個生物計量感測器。量測信號可以是與量測位置處的動脈的橫截面積的改變成比例地變化的感測器輸出（亦即，動脈擴張）。在一些實施例中，線性度可以是針對遞增量或波動，而不是針對絕對值，這是因為諸如靜脈和肌肉之類的其他組織的影響，以及歸因於下文進一步論述的偏項（bias term）。各個實施例可以提供與動脈的面積或管腔相關聯的輸出，從而到直徑的平方。橫截面積和管腔（體積）可能是成比例的，因為在動脈方向上的擴增可以是可忽略的。對血壓量測裝置的放置及/或量測的位置可以在患者的四肢的任何位置，例如患者的手臂、手腕、手指、腿、腳踝等。在各個實施例中，血壓量測裝置可以不附著到四肢，例如當裝置是整合到傢俱中的一或多個感測器時。在此類實施例中，血壓量測裝置內的感測器可以被放置或定向以使得其可以接觸患者的四肢。

各個實施例可以量測具有偏項的動脈管腔或橫截面積。為了將此類量測結果轉換為壓力，可能需要血壓量測裝置的靈敏度以及動脈僵硬度，以及可以決定偏項。在各個實施例中，可以連續地監測流體靜壓的改變（例如，60釐米的高度差可以對應於47毫米汞柱壓力變化，而在心臟水平處的平均動脈壓可以為約100毫米汞柱），連同來自高度感測器（諸如具有被整合以便偵測位置變化的量測結果的3D加速度計）、高解析度氣壓計（其被配置為輸出量測位置的高度或高度的變化）等的輸出。當脈搏率恆定時，「推動脈壓（driving pulse pressure）」可以被假設為不變的以及脈壓可以被假設為恆定的，以及因此僅有的壓力變化可能是由於量測位置的高度變化而引起的流體靜壓的變化所導致的。該推測可能使得能夠進行針對遞增量的校準的方法。

可以經由分析和比較脈搏的心臟舒張部分（即脈搏的最後部分）的指數衰減和歸因於靜脈注入時間的脈搏信號的指數衰減二者，來評估絕對壓力。對舒張脈搏和靜脈信號二者執行的擬合程式可以提供動脈脈搏和靜脈注入衰減常數以及對偏項的校正。因此，在各個實施例中，可以估計脈壓和平均動脈壓二者。使用這些估計結果，可以在沒有對在其上可以執行量測的動脈造成任何干擾的情況下，利用傳統的基於袖帶的裝置所無法達到的暫態分辨力來決定收縮壓和舒張壓。另外，各個實施例可以消除對量測局部脈搏波速度和動脈直徑以決定血壓的需要。

在各個實施例中，量測出的量的改變可以與動脈的橫截面積的變化成比例地變化，其中包括未知的加性偏項。動脈時間常數、靜脈時間常數以及定義時間常數與偏置之間的關係的無窮比率可能改變，但通常隨時間縮放比單脈搏的持續時間長得多。單脈搏的持續時間通常約為1秒，但是單脈搏的長度可能隨時間而變化，以及可能隨個人而變化。

動脈壓P和動脈橫截面積可以經由一般可以被假設為指數的應力-應變關係來相關。與心跳相關聯的壓力脈搏可以小於平均壓力，以及可以假設在動脈的壓力改變與橫截面積改變之間的局部線性關係。該關係的梯度可以定義暫態遞增的動脈僵硬度或彈性。僵硬度可能不是恆定的，以及僵硬度可以連續地適應受試者（亦即，患者）的狀態。動脈僵硬度或彈性變化的回應時間通常可以在幾分鐘或更長的數量級，但是在受試者所暴露的環境的非同尋常的變化的情況下可能要短得多。遞增的壓力可能經由應力-應變關係的梯度來與管腔變化有關。通常，因為在動脈的方向上的改變可以是可忽略的，所以外周動脈的管腔和橫截面積可以是成比例的。外周動脈的彈性特性可以主要經由平滑肌排列成螺旋模型來提供—可推測地排列成這樣一種方式：在壓力顯著地增加時的動脈擴增可以在徑向方向上，並且在縱向方向上是可忽略的。在低壓下，動脈血管可能是非常有彈性的，因為其主要由彈性纖維組成。然而，在較高的壓力下，因為由平滑肌的影響而引起的特性，動脈血管可能較硬。

類似地，相鄰靜脈的橫截面管腔的增量變化對動脈擴張的影響可以由歸因於靜脈擴張的脈搏信號的一部分的梯度來表示。靜脈組織可能比相應的動脈組織彈性高十倍，以及因此對於管腔橫截面的增量變化可能比在動脈中更慢地發生。這些變化可能歸因於當受影響的四肢改變高度時靜脈的注入和引流。遞增的壓力和管腔變化可能經由歸因於靜脈擴張的、從感測器獲得的信號的一部分的梯度來相關。與針對動脈相比，針對靜脈而言，靜脈衰減常數（亦即，信號的梯度）可能較大。

在各個實施例中，在左心室的每次收縮之後發生的壓力脈搏可以被認為包括三個部分。第一部分可以是由於從心臟射出（亦即，心臟收縮階段）而立即升高壓力。第二部分可以包括在心臟舒張階段中發生的指數衰減壓力，第二階段可以由後續脈搏的發生來終止。指數衰減可能是由以下導致的：動脈系統經由具有高的流體流動阻力的毛細血管網與靜脈連接，以及靜脈比動脈彈性大得多。因此，靜脈系統可以基本上以可表示為比用於表示動脈的電容器大得多的電容器的方式來表現。由於衰減的時間常數可能比經由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著無關緊要的作用。第三部分可以表示來自動脈系統中的不連續處的反射，例如動脈系統中的分叉或直徑變化，特別是在感測器附近。

在各個實施例中，隨時間平均的脈搏率（例如在大約一分鐘的量測結果上平均的）可以在基於感測器量測結果來在計算血壓時起重要作用。脈搏率與血壓之間的關係通常模糊不清。然而，可以假設，若心率恆定（除了非常短期的心率變化性之外），則脈壓亦可以是恆定的，以及所量測出的血壓的僅有變化可能是由流體靜壓導致的。

若假設系統中的流體是不可壓縮的（即其密度是恆定的）並且重力加速度是恆定的，則在動脈中影響血壓的流體靜壓可以由患者的四肢內的動脈段相對於參考點的高度來唯一地提供。經由將量測位置從一個位置移動到在重力方向上分隔開距離（亦即，高度）的另一位置所遇到的流體靜壓P_h 的變化可以簡單地由下式提供：(1) 其中是流體的密度，g 是重力加速度。例如，在手臂的手腕處，分別下降到直向下位置和水平位置的長度為60 釐米的流體靜壓差可以是47.4 毫米汞柱，相對於心臟的高度處的平均動脈壓（通常約100 毫米汞柱），其可能是顯著的。若流體系統終止於非常高的流體阻抗單元，則虹吸效應可以被忽略，對於大多數動脈系統來說是此類情況，其中高阻抗毛細血管網提供從動脈到靜脈的連接。

實現各個實施例的這些方法的系統、方法和裝置可以使得能夠基於作為時間的函數的、量測出的電阻抗（或導納，即阻抗的倒數）來校準血壓量測裝置。各個實施例可以經由連續地適應患者（亦即，受試者）的動脈和靜脈特性的變化，基於作為時間的函數的、量測出的電阻抗，來連續地估計血壓，以這種方式患者可以不需要特別的動作並且患者可能感受不到感覺。

在各個實施例中，當開始量測通信期時，首先可以針對正確的動脈特性來校準血壓量測裝置。在各個實施例中，首先可以以可以使得能夠在初始時間針對患者的正確的動脈和靜脈特性來設置血壓量測裝置的方式，來校準血壓量測裝置。

在一個實施例中，可以校準血壓量測裝置，以經由以下方式來量測與佈置在血壓量測裝置的感測器附近的動脈的橫截面積（A ）單調相關的量（X ）：將血壓量測裝置附接到受試者的四肢（例如，手臂、手腕、手指等），使得感測器被佈置在受試者的四肢中的動脈附近；將對象的四肢放置於至少兩個位置，其中第一高度在心臟水平處或在心臟水平之下，以及後續高度低於初始高度，使得感測器的量測位置相對於參考高度到達z個不同高度；在z個不同高度的每個高度處，量測並記錄感測器的輸出的平均值；將感測器輸出分離成交流（AC）和準直流（DC）分量信號；準DC信號的變化進行濾波以決定靜脈注入/引流率（亦即，靜脈時間常數），以及對AC信號進行濾波以決定脈搏衰減（亦即，動脈時間常數）；計算將動脈脈搏衰減時間常數與靜脈時間常數進行相關的無窮比率；使用在感測器的量測位置的不同高度處的流體靜力的已知效應和無窮比率，來計算與動脈擴張相關聯的應力-應變關係的兩個或更多個未知參數；及使用應力-應變關係來決定絕對血壓。在各個實施例中，「準DC信號」可以是低於脈搏率（亦即，1 Hz）的AC信號。AC信號包含1 Hz以上的頻率分量，以及可以用於決定脈搏衰減時間常數。

在各個實施例中，諸如動脈量測感測器之類的感測器可以提供與暫態動脈橫截面積成比例但亦可能包括未知的加性偏項的輸出X。感測器輸出的變化可以提供如受靜脈橫截面的變化影響的動脈橫截面的等效變化。要解決的一個問題涉及將感測器輸出轉換為正確校準的血壓。由於變化的動脈僵硬度，該轉換可能隨時間而變化。量測偏置可能由於其上執行量測的四肢的移動而改變，這可以對應於量測部位的高度變化。偏置的變化亦可能歸因於量測裝置參照下肢的移動或感測器連接丟失。偏置的變化可能不會發生在對應於在具有高度變化的動脈附近的靜脈的注入或引流時間的時間尺度上。從感測器信號到管腔的增量轉換亦可能由於改變患者的姿勢/位置而改變。

在各個實施例中，高度感測器可以提供輸出，該輸出可以被連續轉換成對量測位置的高度的量測。例如，高度感測器可以是諸如加速度計之類的三維（3D）慣性感測器，其中高度變化是可以根據加速度計輸出的積分來推斷出的。高度感測器的其他實例包括氣壓計及/或磁性近場裝置，但是高度感測器可以是被配置為對量測位置的高度或高度變化進行量測的任何其他類型感測器。

各個脈搏可能在振幅、脈搏形狀和脈搏長度上表現出相當大的變化性。為了獲得特徵脈搏，可以在各個實施例中應用條件平均。條件平均值可以是經由對數值之每一者數值必須滿足給定條件的一組數值進行平均來獲得的。在一個實施例中，條件平均值可以是振幅X (t_i,j )，其中第一索引i 表示從脈搏的參考時間起的固定時間。參考時間可以由觀察脈搏的最大正斜率的時間來定義。例如，參考時間可以是位於經高通濾波的脈搏的第一過零點。若記錄了多個脈搏，則第二索引j 可以是脈搏數量。在一個實施例中，脈搏的i 值之每一者值可以在所有脈搏上（即在j 上）進行平均。結果可以是表示在所有記錄的脈搏上進行平均的平均脈搏的脈搏。

在一個實施例中，用於校準血壓量測裝置的方法可以包括選擇身體上用於量測的位置，例如手腕、手指或辨識動脈的某個其他位置。所選擇的位置可以配備有包括動脈量測感測器的血壓量測裝置，諸如非干擾式感測裝置。動脈量測感測器可以量測與在感測器和可由傾斜感測器支撐的高度感測器（例如3D慣性感測器）正下方的動脈的擴張成比例的量。在一個實施例中，可以連續地記錄感測器（例如，動脈量測感測器）和高度感測器的輸出。可以在寬度為從0.5分鐘至約2分鐘的滑動訊窗上連續對脈搏率進行量測和平均。可以連續地評估高度並在幾秒期間進行平均。

在各個實施例中，感測器可以產生與動脈管腔擴張相關的輸出（亦即，擴張信號），以及可以包含來自相鄰靜脈的引流和注入的貢獻。信號可以線性地依賴於動脈管腔/橫截面和接近動脈的靜脈的管腔。可以記錄感測器輸出以用於在患者的四肢位於兩個或更多個高度時進行的量測。例如，血壓量測裝置的初始位置可以在患者的心臟水平處或在患者的心臟水平之下，以及血壓量測裝置的後續位置可能低於初始位置，例如處於靜歇位置。患者四肢的高度高於心臟水平可能導致動脈管腔橫截面的不期望的變化，這使得對精確的應力-應變關係的計算變得困難，因此量測高度可以保持在患者的心臟水平處或在患者的心臟水平之下。為了減少肌肉擴增和收縮對動脈管腔的影響，血壓量測裝置所固定到的四肢可以在整個高度變化中受支撐。在一些實施例中，四肢可以被支撐在心臟水平處，隨後被降低或被允許落入靜歇位置。在一些實施例中，四肢可以從心臟水平機械地降低到第二位置，以便可以控制比率和高度。

各個實施例可以包括將感測器輸出分離成AC信號分量和準DC信號分量。感測器輸出信號分量可以經受高通濾波器以獲得AC信號分量。可以將指數函數擬合到表示心臟舒張脈搏的AC信號的一部分，以便獲得表示由於血壓量測裝置位置之每一者血壓量測裝置位置中四肢注入和引流的動脈而引起的在每個脈搏期間壓力隨時間的變化的時間常數。高通濾波可以移除信號的非常低頻部分，即在時間尺度上大於特徵脈搏長度的DC位準和波動。從高通濾波，可以推斷出動脈時間常數。截止頻率可以是0.5 Hz、1 Hz、2 Hz或在該範圍內的某個值。低通濾波亦可以併入血壓量測裝置中，以便利用通常低於100 Hz的截止頻率（例如60 Hz、40 Hz、20 Hz或10 Hz）來減少雜訊。

在各個實施例中，高通濾波可以評估脈搏振幅作為每個脈搏的最大值和最小值的差值。在各個實施例中，可以評估所接受脈搏的峰的平均值。對於表現出小振盪特徵的脈搏，這可以在心臟收縮峰之後或在重搏切跡直到脈搏穀為止之後的峰之後0.2秒提供。

在各個實施例中，處理器可以對感測器輸出信號執行低通濾波器以獲得準DC信號分量，準DC信號分量可以被分析以便找到最陡的梯度。例如，最陡峭的梯度可能發生在脈搏的峰與穀之間的間隔處。

高通濾波器和低通濾波器可以是小波濾波器，以及可以可選地被配置有為預期的脈搏形狀定製的母小波，或者濾波器可以是如本發明所屬領域所公知的固定有限衝激回應（FIR）濾波器或無限衝激回應濾波器（IIR）。

在一個實施例中，可以將量測出的脈搏的心臟舒張部分擬合到包括加性偏置的指數衰減函數，即擬合到(2) 其中參數由脈搏的心臟舒張部分的擴張振幅來定義，是由來自除動脈以外的組織的可能貢獻以及由量測電子裝置的可能偏移引起的偏項。時間表示為t，以及衰減的時間常數表示為，其結合動脈的容量反映了連接動脈與靜脈的毛細血管網的電阻。

在一個實施例中，量測出的心臟舒張部分可以具有擬合到它們和針對每個單獨脈搏的指數衰減函數。隨後，可以在一系列脈搏（例如60個脈搏或任何其他數量的脈搏）上對擬合參數進行平均。替代地，可以對經由在一系列脈搏（例如多達60個脈搏）上進行條件平均獲得的脈搏執行將壓力量測結果擬合到指數衰減函數。心臟舒張可以被定義為開始於在脈搏的第一次下降之後的時間實例處，其中所量測出的脈搏波形關於時間的二次導數是正的，並且結束於後續脈搏的開始處（參見圖6）。

在各個實施例中，血壓量測裝置的處理器可以經由將（即等式1）的結果與用於擬合的資料進行比較來驗證指數擬合。高於預設值的正規化相關值可以應用於等式1的結果，以及例如可以是0.8、0.9或更大。亦可以應用正規化均方根偏差，以及則正規化偏差可以是0.2或更小。輸出可以是以振幅、動脈時間常數和添加到擬合中的偏置（暗示漸近值為零）為特徵的一組參數。另外，可以決定經驗證的脈搏的時間戳記。在各個實施例中，動脈時間常數可以是根據等式1對多個驗證的脈搏的指數曲線擬合來決定的衰減的時間常數。

患者的四肢從一個高度移動到下一個高度可以假設為在諸如0.1秒或0.2秒之類的幾分之一秒內發生。在高度變化期間，低頻信號（亦即，準DC信號）的變化可以歸因於由於流體靜壓的變化引起的靜脈的注入或引流。與高通（亦即，AC分量）信號一樣，量測裝置的處理器可以將低通（亦即，DC分量）信號擬合到指數衰減曲線以獲得靜脈時間常數。該時間常數通常將比脈搏衰減的時間常數大得多。在各個實施例中，可以根據指數曲線擬合來決定靜脈時間常數t _v 。

各個實施例可以包括對表示動脈時間常數與靜脈時間常數之間的數學關係的無窮比率的計算。無窮比率可以被評估為動脈時間常數和與靜脈注入或引流相關聯的靜脈時間常數之比。無窮比率可以由以下運算式表示：. (3) 其中是無窮比率，是動脈時間常數，以及是靜脈時間常數。無窮比率可以是針對每個脈搏、針對多個脈搏、針對多個經驗證的脈搏而計算的，或者針對量測高度之每一者量測高度被計算為經驗證的脈搏的平均值。

將偏項b 添加到擴張信號可能產生其中衰減將接近零的脈搏。然而，由於脈搏衰減具有大於零的漸近線，因此亦可以添加與無窮比率成比例的無窮量。該無窮量可以由以下函數來表達：(4) 其中a _¥ 是無窮量，是偏項，是動脈橫截面的增量變化，以及是無窮比率。這些參數可以用於定義在決定絕對血壓時所需的應力-應變關係。

在各個實施例中，應力-應變關係可以由以下各項來表示： p ：壓力a ：以感測器輸出為單位給定的動脈橫截面：脈搏壓：擴張其中c ₀ 和a ₀ 是先驗未知參數。針對p的該等式可以作為等式5來引用，以及針對的等式可以作為等式6來引用。在各個實施例中，脈壓可以獨立於與高度。參數可以根據如針對血壓量測裝置的不同高度所評估的應力-應變關係來推導。

這些評估的結果可以由以下函數來表達：. (7) 其中是與在第一和第二高度處的心臟跳動相關聯的動脈橫截面的增量改變，a₁ 是第一高度處的動脈橫截面，以及a₂ 是第二高度處的動脈橫截面。

剩餘參數可以由血壓量測裝置的處理器經由再次評估不同高度處的應力-應變關係來推導。差值可以等於等式1中描述的流體靜壓差。參數可以由以下函數表達：(8) 其中是第一和第二高度之間的流體靜壓的變化，a 是在第一和第二高度處的動脈橫截面，和是先前未知的參數，以及已經使用等式7來決定。在各個實施例中，對兩個參數的推導可以使得能夠基於由血壓量測裝置的在被測動脈上進行的量測來定義該動脈的應力-應變關係並隨後計算絕對血壓。參數c ₀ 可以定義低壓下動脈的應力-應變關係的斜率。在低壓下，動脈上的彈性特性由動脈的彈性組織主導，其在監測連續血壓的時間段期間不改變。因此，對於給定的受試者和動脈，在一時刻決定c ₀ 可能是足夠的。

在各個實施例中，平均動脈壓（MAP）可以由血壓量測裝置的處理器來計算。處理器可以按照在四肢位於患者心臟的高度處時決定的（亦即，動脈橫截面）的值來評估應力-應變關係。可以經由評估與圍繞在心臟高度處的的值的擴張的增量改變相對應的壓力的增量改變來計算脈壓（PP）。

在一個實施例中，可以使用MAP和PP來決定心臟收縮血壓（SBP）和心臟舒張血壓（DBP）。以下運算式定義了SBP、DBP、MAP和PP之間的關係：MAP = 1/3SBP + 2/3DBP (9)PP =SBP -DBP (10)

在量測通信期的初始化時，對受試者的連續量測指令可能是可行的，因為量測通信期可以持續24小時或更長。在量測通信期的程序中可能需要更新校準，這可以經由血壓量測裝置的感測器連續地量測擴張信號、脈搏率和量測位置的高度來實現。對於連續校準，不需要每個位置的精確高度。然而，高度差應足夠大以產生動脈擴張的可量測的差異，這可能暗示至少10釐米的高度差。因此，校準可以在貫穿量測通信期繼續進行，以便提高在僅評估如等式（7）所提供的時計算的血壓的準確度。

舉個可以與各個實施例一起使用的血壓量測裝置的實例，使用生物阻抗改變的感測器（優選地具有四極性配置和如在WO2012110042A1中所揭示的電極配置）可以用來決定血壓。在另一個實施例中，生物阻抗量測電極可以在橈動脈正上方的直線上被施加到患者，並與所選擇的動脈的方向對準。在手腕處，所選擇的動脈可以是橈動脈或尺動脈。第一組兩個電極可以以比動脈嵌入四肢的深度稍大的分隔來放置。在手腕處，分隔距離可以是約1釐米，但是僅限於四肢的長度，分隔可能相當大。第二組兩個電極可以以小於第一組中的電極的分隔以及小於第一組的電極之間的分隔的分隔來放置。第二組的電極的分隔可以是按照由動脈所位於的深度提供的最小值，但優選地較大。在手腕處，這可能是從5 mm到若干釐米的分隔。電極的尺寸可以小於分隔，諸如為1 mm、2 mm或更大的直徑。可以在10 kHz至100 MHz的範圍中的頻率處振盪的電流可以被注入到四肢。電流的量級可以在0.1微安至2毫安的範圍中。利用以該方式佈置的電極，與流過組織的電流相關聯的場線可以基本上垂直接近於皮膚，因為皮膚和皮下脂肪具有低導電性，以及與血液注入的動脈的軸線對準，因為血液具有相對高的導電性。

圖1A圖示可以放置在諸如人之類的受試者上的、適合於與各個實施例一起使用的血壓量測裝置100的實例。血壓量測裝置100可以包括處理器103，處理器103連接到一或多個動脈量測感測器101、一或多個高度感測器105、電源107和與可選的天線連接的無線電模組109。處理器103可以包括一或多個處理單元113和記憶體115。

一或多個動脈量測感測器101可以是可以直接或間接地量測受試者的動脈特性的任何類型的感測器或多種類型的感測器的組合。可以與各個實施例一起使用的動脈量測感測器101的實例包括生物阻抗、光學、壓力和超聲波感測器。血壓量測裝置100可以具有給定類型（例如，生物阻抗、光學、壓力和超聲波感測器）的一或多個感測器或不同類型的感測器的各種組合（例如，生物阻抗及/或光學及/或壓力及/或超聲波感測器）。舉例而言，一或多個動脈量測感測器101可以包括生物阻抗量測感測器121，例如阻抗體積描記感測器，其經由一組電極注入AC電流，並用另一組電極偵測電壓以量測組織和血液的生物阻抗。舉另一實例，一或多個動脈量測感測器101可以包括諸如血液容積圖感測器123之類的光學感測器。舉另一實例，一或多個動脈量測感測器101可以可選地包括表面壓力感測器125。舉另一實例，一或多個動脈量測感測器101可以包括被配置為量測靜脈或動脈的管腔的尺寸的超聲波感測器127。

一或多個動脈量測感測器101可以將動脈特性的量測值輸出給血壓量測裝置100的處理器103。一或多個高度感測器105可以是可以量測血壓量測裝置100以及可與血壓量測裝置100接觸的受試者104的四肢或其他位置的高度的任何類型感測器或感測器的組合。舉例而言，一或多個高度感測器可以是三維慣性感測器（例如，加速度計等）、GPS感測器、高解析度氣壓感測器、近場磁感測器等。一或多個高度感測器105可以將高度量測值輸出給血壓量測裝置100的處理器103。

在一個實施例中，經由無線電模組109和天線119，血壓量測裝置100的處理器103可以與諸如智慧型電話之類的遠端計算裝置建立無線連接。以此方式，經由與計算裝置的無線連接，血壓量測裝置100的處理器103可以將量測資料發送給另一計算裝置並從其接收命令。在一些實施例中，可以由諸如通用序列匯流排（USB）連接之類的有線通訊鏈路替代無線電模組109和天線119或可以除了諸如通用序列匯流排（USB）連接之類的有線通訊鏈路之外亦使用無線電模組109和天線119，以實現與另一計算裝置的有線通訊。

可以在各個實施例中使用各種類型的計算裝置，包括例如蜂巢式電話、智慧型電話、連網板、平板電腦、具有網際網路功能的蜂巢式電話、具有WLAN功能的電子裝置、專用醫療電子裝置以及配備有至少一個處理器並被配置為與如本文所描述的血壓量測裝置通訊的類似的電子裝置。

在一些實施例中，血壓量測裝置100可以被配置為貼片、手指套、手腕袖帶、手指環、腕錶帶、腕表底殼及/或其他形式的服裝（亦即，包括血壓量測裝置100的實施例的衣服）的形式或者被併入其中。然而，各個實施例不限於被受試者直接穿戴的實現方式，以及可以包括將血壓感測器放置在受試者的皮膚上的配置。例如，在一些實施例中，血壓量測裝置100可以被併入到汽車、火車、飛機或其他交通工具中的安全帶、方向盤、扶手、座椅和其他結構中，並且被配置為使得血壓感測器能夠對受試者進行動脈量測。舉另一實例，在一些實施例中，血壓量測裝置100可以被併入到智慧傢俱中並且被配置為使得血壓感測器接觸對象。舉另一實例，在一些實施例中，血壓量測裝置100可以被併入運動裝置中，例如頭盔、球拍手柄、腕帶或頭帶、鞋、襪子、手柄等，並且被配置為使得血壓感測器能夠對受試者進行動脈量測。圖1B是圖示用於經由量測生物阻抗來決定血壓的各種模組的實施例血壓量測裝置100的組件方塊圖。使用生物阻抗感測器作為非限制性實例，動脈量測感測器101可以包括諸如振盪器之類的信號產生器，其被配置為經由激勵電極將激勵信號（例如振盪電流、正弦電流等）施加到目標（例如動脈）和偵測電極來量測所得到的電壓並向處理器103提供電壓。高度感測器105可以包括慣性感測器，其可以被配置為將加速度量測結果輸出給處理器103。可以如本發明所屬領域所公知的來應用電流和電壓激勵和量測的各種組合。

在一個實施例中，血壓量測裝置100的處理器103可以經由控制動脈量測感測器101將振盪電流施加到激勵電極來量測生物阻抗。來自處理器的輸出可以是以毫米汞柱為單位或以某種其他選擇的壓力單位的脈搏和平均動脈壓（MAP）。例如，可以經由無線電模組將脈搏和MAP從處理器103發送給諸如智慧型電話之類的計算裝置，以用於進一步的處理及/或顯示。

在一個實施例中，來自慣性感測器的資料可以由來自位準檢測器的信號以此類方式支援：第一位置和最後位置涉及四肢（例如，手臂）的垂直方向，以及之間的量測涉及水平方向。圖2圖示受試者的四肢和實施例血壓量測裝置100的移動，從水平方向（22）上的第一高度移動到直向下垂直方向（23）的第二高度。在兩個不同的四肢方向進行量測以及知道在兩次量測期間感測器的高度差異使得能夠計算血壓，如下文進一步詳細描述的。在各個實施例中，在高度的變化期間支撐肢體可以減輕骨骼肌屈曲或其他張力對動脈和靜脈橫截面特性的影響。

圖3A是橫跨兩個脈搏的動脈壓的圖，其顯示在時間上（亦即，橫軸，以秒量測）的壓力（亦即，縱軸，可以以毫米汞柱量測）的變化。壓力脈搏發生在左心室的每一收縮之後，並且被認為具有三個部分。

動脈壓脈搏的第一部分被稱為心臟收縮階段，以及反映由於從心臟射出而立即升高壓力、壓力達到峰值和壓力衰減的開始。

動脈壓脈搏的第二部分被稱為心臟舒張階段，以及反映在心臟收縮階段之後壓力的下降。心臟舒張階段通常以指數衰減的壓力為特徵。指數衰減漸近地接近無窮壓力，但是在後續脈搏的發生時在漸近地接近無窮壓力之前被重定向，其開始下一脈搏的心臟收縮階段。

以心臟舒張階段為特徵的指數衰減可以是由以下導致的：動脈系統經由具有高流體流動阻力的毛細血管網與靜脈連接，並且靜脈比動脈具有更大的彈性。因此，相對於動脈系統的電容，靜脈系統可以基本上表現為類似於大的電容器。由於壓力衰減的時間常數可能比經過動脈系統的脈搏傳播時間大得多，所以傳播效應可能對衰減起重要作用。指數衰減（若沒有被後續脈搏（圖3A）的開始中斷的話）可以趨於如無窮壓力所定義的漸近值。可以根據動脈電容和靜脈電容的相對值來推斷無窮壓力。動脈電容可以被推測為與動脈時間常數成比例，以及靜脈電容可以被推測為與靜脈時間常數成比例，如上文以及在下文參考圖8更詳細地描述的。這二者之比定義了「無窮比率」。該關係在圖3A中被示出為無窮壓力。

圖3B是示出由降低相應肢體導致的靜脈擴張變化（例如，阻抗）的圖。降低肢體導致血液流入量測位置動脈附近的靜脈（亦即，動脈引流）。

圖4-圖5是在患者肢體（手指）的不同高度的一個脈搏期間進行的生物阻抗量測的圖。圖4圖示與動脈擴張改變相關聯的量測出的阻抗。脈搏之間的間距約為一秒。圖4中的第一序列與心臟水平處的量測位置相關聯。第二序列與直向下定向的肢體相關聯。將兩個序列分離開的大的瞬變可能是由手臂從水平位置移動到向下位置所導致的。跨壁壓的降低在肢體位於心臟水平處時可能高於在肢體被定向在向下位置時。該結果暗示應力-應變關係（等式5）的變動。每個脈搏的心臟舒張衰減的細節可以如圖3A所示。可以根據圖4的脈搏來估計脈搏率、動脈擴張振幅d a 以及動脈時間常數和偏項。圖5圖示相同信號的低頻部分，並且圖示在手在心臟水平處的情況下（圖的左側）和在手臂向下的情況下（圖的右側），在手指（指）的動脈處量測出的生物阻抗量測結果的實例。可以根據圖5來估計用於注入手指動脈周圍的靜脈的時間常數。注入時間可能比圖4中的脈搏間距稍大。心臟舒張動脈時間常數和靜脈注入（引流）時間常數之比定義了無窮比率。可以經由對感測器信號進行低通濾波，使得高於心跳頻率的譜分量被移除，來獲得用於表示靜脈注入或引流的信號。心跳頻率通常可以約為1 Hz，但可以低至0.5 Hz或高達3 Hz。低通濾波的替代方案是偵測與脈搏的心臟舒張階段相對應的低信號振幅的包絡。

圖6是在脈搏之後的心臟舒張階段中的動脈擴張的量測結果（本文中稱為「擴張信號」）和對量測結果的指數擬合（虛線所示）的圖。圖6示出在心臟舒張階段期間量測出的動脈擴張信號可以使用指數衰減函數來建模。可以經由將指數函數擬合到量測資料的方法來決定此類指數函數的適當係數。擬合到動脈擴張量測結果的指數函數可以用於決定趨向於大於零的漸近值。可以將漸近值轉換成圖6中所示實例中的47毫米汞柱的壓力。該最小動脈壓可能遠遠大於相應的靜脈壓。將動脈擴張量測結果擬合到指數函數實現了決定該函數的時間常數。

圖7圖示用於基於對各種參數的量測來校準血壓量測裝置的方法700，該等各種參數使得能夠決定動脈和靜脈時間常數，根據各個實施例可以從動脈和靜脈時間常數計算無窮比率。在一些實施例中，方法700的操作可由諸如上述血壓量測裝置100之類的血壓量測裝置的處理器來執行。在其他實施例中，方法700的操作可以由從血壓量測裝置接收量測結果的另一計算裝置的處理器來執行。在各個實施例中，方法700的操作可以在初始校準程序之後由處理器來執行，以在開始量測通信期時為血壓量測裝置設置正確的動脈特性。

在方塊702中，處理器可以從血壓量測裝置的一或多個感測器獲得在被辨識動脈的患者的四肢（例如手腕、手指、手臂或腿）上的量測位置處的兩個或更多個量測出的脈搏（亦即，脈搏信號）。在各個實施例中，處理器可以基於來自一或多個感測器（例如動脈量測感測器和高度感測器）的輸出來量測脈搏。當患者抬高及/或降低血壓量測裝置所位於的身體部位時，可以連續地獲得脈搏。作為方塊702中的操作的一部分，可以在幾秒以及通常小於一分鐘的時段期間對高度進行平均，以及可以在該相同時段期間對脈搏進行平均。作為方塊702中的操作的一部分，可以在發生脈搏時連續地記錄脈搏，以及可以在滑動訊窗上對脈搏率進行量測和平均。用於對量測結果進行平均的時間窗可以在持續時間約30秒和持續時間約2分鐘之間。

在方塊704中，處理器可以基於兩個或更多個量測出的脈搏來決定動脈時間參數和靜脈時間參數，針對其的實例方法參照圖8進行描述。

在方塊718中，處理器可以基於不同高度之間的差異來決定流體靜壓變化。

在方塊706中，處理器可以基於動脈時間參數和靜脈時間參數來決定無窮比率。無窮比率可以表示動脈時間常數與靜脈時間常數之間的數學關係。處理器可以使用在方塊704中獲得的動脈時間常數和靜脈時間常數來計算無窮比率。

在方塊708中，處理器可以基於動脈時間參數、靜脈時間參數和流體靜壓變化來決定應力-應變關係。處理器可以使用無窮比率來評估在每個量測高度處量測出的動脈的應力-應變關係。亦即，對於在其處血壓量測裝置獲得量測信號的每個高度，處理器可以評估動脈的應力-應變關係。經由在至少兩個高度處執行評估，處理器可以計算如參照等式7所描述的第一參數a ₀ 。可以如參照等式8所描述的使用流體靜壓來決定第二參數c ₀ 。

在方塊709中，處理器可以基於在方塊708中決定的應力-應變關係來校準血壓量測裝置。使用無窮比率，可以在校準時動態地決定應力-應變關係的兩個參數。計算應力-應變關係的兩個參數使得處理器能夠完全定義應力-應變關係，使得可以經由應用所定義的應力-應變關係決定絕對壓力，在後續量測中基於量測值來決定血壓。其操作在方塊710中進行描述。

在各個實施例中，在方塊709中校準血壓量測裝置可以包括：如參照方塊710-714所描述的用於決定不同壓力的操作，以及如下文所描述的在方塊716中將這些值儲存在記憶體中以供後續使用。

在方塊710中，處理器可以決定當前平均動脈壓（MAP）。在各個實施例中，可以由血壓量測裝置的處理器計算MAP。處理器可以按照在四肢位於患者心臟的高度處時決定的（亦即，動脈橫截面）的值來評估應力-應變關係。

在方塊712中，處理器可以決定脈壓（PP）。在各個實施例中，可以經由評估與圍繞在心臟高度處的的值的擴張的增量改變相對應的壓力的增量改變來計算PP。在一個實施例中，可以經由對多個脈搏的值進行平均來簡單地獲得PP。在其上對脈壓進行平均的脈搏的數量可以是從1到60個或更多個脈搏。對於一般使用，可以在60個脈搏上對脈壓進行平均，因為短期波動的影響可以經由此類平均而被最小化，以及動脈特性通常可以在一到幾分鐘的時間段期間是恆定的。在各個實施例中，可以至少部分地基於動脈和靜脈組織的指數應力-應變函數和在兩個高度處進行的壓力量測的量測出的增量改變來決定脈壓。

在方塊714中，處理器可以決定心臟收縮血壓（SBP）和心臟舒張血壓（DBP）。在一個實施例中，MAP和PP可以用於以與參照等式9和10描述的方式一致的方式來計算DBP和SBP。

在716中，處理器可以將應力-應變關係、無窮比率、當前MAP、PP、SBP、DBP和作為保存的校準參數的任何計算出的參數儲存在血壓量測裝置的記憶體中。可以在後續量測通訊期使用這些值，以基於量測信號來決定血壓。換句話說，血壓量測裝置的處理器可以使用所儲存的校準參數，以便將量測值（例如，動脈擴張）轉換成血壓值。

在各個實施例中，可以週期性地（包括貫穿量測通信期）執行對血壓量測裝置的校準，以及因此處理器可以返回到方塊702以再次開始該程序。

圖8根據各個實施例圖示用於計算在決定無窮比率時使用的靜脈時間常數和動脈時間常數的方法704。在一些實施例中，方法704的操作可以由諸如上述血壓量測裝置100之類的血壓量測裝置的處理器來執行。在其他實施例中，方法704的操作可以由從血壓量測裝置接收量測結果的另一計算裝置的處理器來執行。在各個實施例中，量測信號可用於獲得靜脈時間常數和動脈時間常數以及動脈擴張。為了計算動脈時間常數和靜脈時間常數，血壓量測裝置的處理器可以向高通濾波器和低通濾波器二者提交一或多個量測信號。在各個實施例中，可以並行、串列或以交錯循序執行高通濾波和低通濾波。

在各個實施例中，在方塊702中獲得的量測信號可以作為輸入在方塊802中被傳遞給低通濾波器，以及在方塊812中被傳遞給高通濾波器。在方塊802、812中濾波量測信號可以將量測信號分離成AC信號分量和準DC信號分量。高通濾波器和低通濾波器可以是小波濾波器，以及可以可選地被配置有為預期的脈搏形狀定製的母小波，或者其可以是如本領域所公知的固定有限衝激回應（FIR）濾波器或無限衝激回應濾波器（IIR）。

在方塊802中，血壓量測裝置的處理器可以對一或多個量測出的信號進行濾波，以隔離位於閥值頻率以下的一或多個量測出的信號的部分，從而產生信號的準DC分量。在各個實施例中，可以提取量測信號的包含在脈搏率（通常為1 Hz）以下的頻率分量的部分，以及可以丟棄位於脈搏率以上的那些分量。

在方塊804中，血壓量測裝置的處理器可以經由分析對一或多個量測出的信號執行低通濾波器的結果來決定最陡的梯度。處理器可以執行一或多個數學計算，以決定具有最陡梯度的經低通濾波的信號的曲線圖的部分。此類部分可以對應於在其期間受影響的肢體從第一量測高度轉換到第二較低量測高度的時間段。

在方塊806中，血壓量測裝置的處理器可以執行指數擬合分析，以便將指數等式擬合到在方塊804中決定的經低通濾波的量測信號，以具有最陡的梯度。由執行指數擬合函數產生的指數等式可以用於決定靜脈時間常數（例如，t _v ）。

在決定方塊808中，血壓量測裝置的處理器可以決定在經低通濾波的量測信號上的指數擬合的結果是否可靠。出於各種原因，包括肌肉移動、脈搏率的快速變化和量測雜訊，給定的信號可能不反映受試者的靜脈注入和引流率，以及可能包括偽影或缺失適合於獲得動脈時間常數的精確估計值的量測部分。因此，處理器可以分析原始量測結果及/或特定量測結果的指數擬合的結果，以辨識從看起來具有代表性並因此可靠的一或多個量測信號獲得的量測流內的脈搏。

此外，在決定方塊808中處理器可以決定在方塊806中執行的將指數等式擬合到經低通濾波的資料的結果是否可靠。例如，可以將與來自先前脈搏量測結果的結果的運行平均值顯著地偏離（例如，一個或兩個標準差）的結果丟棄為可能錯誤。

回應於決定量測出的信號或指數函數擬合的結果是不可靠的（亦即，方塊808 =「否」），處理器可以丟棄經低通濾波的量測信號，以及可以在方塊702中接收下一個量測信號。在一些實施例中，當發生肢體的高度變化時，可以接收「下一個」信號。

回應於決定指數函數擬合的結果是可靠的（亦即，方塊808 =「是」），處理器可以在方塊810中根據指數函數係數決定靜脈時間常數。例如，靜脈時間常數可以是在方塊806中決定的指數曲線的指數（或指數的倒數）。當量測位置的高度改變時，靜脈時間常數可以改變，以及因此在方塊810中決定的靜脈時間常數可以是與量測高度相關，以進一步用於計算方塊706中的無窮比率和方法700（圖7）中的其他值。

在對方塊802-810的操作的執行期間、之前或之後，在方塊812中血壓量測裝置的處理器可以利用高通（高頻帶）濾波器對一或多個量測出的信號進行濾波，以隔離一或多個量測出的信號的低於閥值頻率的AC部分。在各個實施例中，對一或多個量測出的信號執行高通濾波器可以移除信號的非常低頻部分，例如在時間尺度上大於特徵脈搏長度的DC位準和波動。高通濾波器的截止頻率可以是2 Hz、1 Hz或0.5 Hz或者在該範圍內的某個值。亦可以併入低通濾波，以便經由通常低於100 Hz的截止頻率（例如60 Hz、40 Hz、20 Hz或10 Hz）來減少雜訊。

在方塊814中，血壓量測裝置的處理器可以經由從經高通濾波的量測信號的一或多個脈搏中選擇特定的脈搏或脈搏的一部分,來辨識經濾波的量測信號流內的脈搏。可以在諸如使用具有正梯度的過零點以及受到接受的脈搏長度變化性的限制約束之類的程序之後辨識各個脈搏。在一些實施例中，在方塊814中辨識的脈搏可以在脈搏長度的至少三分之一內具有所需的心臟收縮振幅（通常較短，例如0.2秒）。在各個實施例中，辨識脈搏可以包括分別計算作為每個脈搏的最大值和最小值的差值的脈搏的振幅。可以計算針對兩個水平和針對所接受的脈搏的平均振幅值。

在方塊816中，血壓量測裝置的處理器可以決定在方塊814中辨識的脈搏的心臟舒張。心臟舒張可以是所決定的脈搏的心臟舒張部分。對於幾乎不表現振盪的脈搏來說，脈搏的心臟舒張部分可以在心臟收縮峰之後或在重搏切跡直到最小值（例如，穀）之後的峰之後0.2秒。對於表現高度振盪的脈搏來說，振盪的峰可以與指數曲線擬合。替代地，在表現強重搏切跡的脈搏中，在第二脈搏峰之後約0.2秒的位置可以表示脈搏信號的心臟舒張部分的開始。

在方塊818中，血壓量測裝置的處理器可以執行指數擬合函數來估計對在方塊816中決定的心臟舒張進行擬合的指數曲線。例如，指數曲線可以是具有偏項的指數函數，以及可以由以下運算式表示：其中參數分別是所決定的脈搏的振幅、動脈時間常數和偏項。

在決定方塊820中，處理器可以決定在方塊818中決定的估計的指數函數是否可靠。並非所有的脈搏皆將表示正常的脈搏和壓力量測結果。此外，來自將經濾波的量測信號擬合到指數函數的曲線一些結果可能是異常的，以及因此不能用於進一步的計算。決定脈搏量測信號是否由於包括肌肉或移動偽影或其他原因而不可靠，可以在單獨的操作中進行以及用於決定方塊808和820二者中。此外或作為決定脈搏量測信號是否可靠的替代方案，在決定方塊820中處理器可以決定在方塊818中執行的將指數等式擬合到經高通濾波的資料的結果是否可靠。例如，可以將與來自先前脈搏量測結果的結果的運行平均值顯著地偏離（例如，一個或兩個標準差）的結果丟棄為可能錯誤。例如，若正規化的相關高於預定值，則處理器可以決定估計的指數函數和相關聯的函數係數是可靠的。預定值可以至少是0.8-0.9。決定方塊820中的可靠性的決定亦可以或者替代地基於結果的正規化均方根偏差，以及正規化偏差可以在0.2或低於0.2。辨識可靠的脈搏量測結果的方法可以包括將併入小波變換中的定製的母小波應用於從量測感測器接收的經低通濾波的信號，以將與小波變換相關的信號辨識為有效的靜脈信號。

回應於決定量測出的脈搏或指數函數擬合的結果是不可靠的（亦即，方塊820 =「否」），處理器可以丟棄經高通濾波的量測信號並取回在方塊702中從血壓感測器獲得的下一個量測信號。

回應於決定量測出的脈搏和指數函數擬合的結果是可靠的（即方塊820 =「是」），處理器可以在方塊822中決定動脈時間常數和脈搏特徵。例如，處理器可以評估估計的指數曲線的數學表示以決定的值。可以基於評估來決定動脈時間常數、脈搏振幅和偏項。在一些實施例中，偏項可以與脈搏水平有關。

在獲得動脈時間常數、靜脈時間常數和脈搏特徵之後，血壓量測裝置的處理器可以在方塊706中計算無窮比率值時使用這些值以及方法700（圖7）中的其他值。

換句話說，校準血壓量測裝置的方法可以包括獲得由非干擾式血壓量測裝置在非干擾式血壓量測裝置的不同高度處量測的患者動脈的量測信號（例如，感測器輸出、輸出信號、脈搏信號）。量測裝置的處理器可以基於所獲得的量測信號來計算動脈時間常數和靜脈時間常數。此外，處理器可以基於動脈時間常數和靜脈時間常數來計算無窮比率。處理器可以基於無窮比率和流體靜壓的變化來決定（例如，經由計算或推導）表徵動脈的應力-應變關係的多個參數。隨後，處理器可以基於該多個參數和應力-應變關係來校準非干擾式血壓量測裝置，例如經由計算對絕對血壓作出貢獻的多個壓力並儲存所有計算出的量和比率。

實施例血壓量測裝置可以被配置為將資料發送給各種計算裝置中的任何計算裝置。例如，圖9圖示適合在各個實施例中使用的計算裝置900。計算裝置900可以向上文論述的血壓量測裝置（例如壓力量測裝置100）及/或從其交換資料，以及可以執行上文描述的方法700的操作中的一或多個操作。例如，可以從血壓量測裝置向計算裝置900發送DBP、PP、SBP、MAP及/或量測出的脈搏、流體靜壓、動脈的量測結果（例如，與動脈的擴張及/或橫截面積有關的量測結果）及/或高度。

在各個實施例中，計算裝置900可以包括處理器901，處理器901耦合到觸控式螢幕控制器904和內部記憶體902。處理器901可以是被指定用於一般或特定處理任務的一或多個多核IC。內部記憶體902可以是揮發性或非揮發性記憶體，以及亦可以是安全及/或加密的記憶體、或非安全及/或非加密的記憶體、或其任何組合。觸控式螢幕控制器904和處理器901亦可以耦合到諸如電阻感測觸控式螢幕、電容感測觸控式螢幕、紅外線感測觸控式螢幕等之類的觸控式螢幕面板912。計算裝置900可以具有用於發送和接收、彼此耦合及/或耦合到處理器901的一或多個無線電信號收發機908（例如，Peanut®、藍芽®、紫蜂®、Wi-Fi、RF、蜂巢等）和天線910。收發機908和天線910可以與上述電路一起使用，以實現各種無線傳輸協定堆疊和介面。計算裝置900可以包括蜂巢網路無線數據機晶片916，其能夠實現經由諸如eMBMS網路之類的蜂巢網路的通訊，以及耦合到處理器。計算裝置900可以包括耦合到處理器901的周邊裝置連接介面918。周邊裝置連接介面918可以被單獨配置為接受一種類型的連接，或者被多重配置為接受各種類型的實體和通訊連接，公共或專有的，諸如USB、火線（FireWire）、霹靂（Thunderbolt）或PCIe。周邊裝置連接介面918亦可以耦合到類似配置的周邊裝置連接埠（未圖示）。計算裝置900亦可以包括用於提供音訊輸出的揚聲器914。計算裝置900亦可以包括由塑膠、金屬或材料的組合構成的殼體920，用於包含本文所論述的全部或部分組件。計算裝置900可以包括耦合到處理器901的電源922，諸如一次性或可再充電電池。可再充電電池亦可以耦合到周邊裝置連接埠以從計算裝置900外部的源接收充電電流。

適合於在各個實施例中使用的計算裝置的處理器可以是任何可程式設計微處理器、微型電腦或多處理器晶片，其可以由軟體指令（應用）配置以執行各種功能（其包括如上文所描述的各個實施例的功能）。在各種裝置中，可以提供多個處理器，例如專用於無線通訊功能的一個處理器和專用於運行其他應用的一個處理器。通常，軟體應用可以在其被存取並載入到處理器之前儲存在內部記憶體中。處理器可以包括足以儲存應用軟體指令的內部記憶體。在許多裝置中，內部記憶體可以是揮發性或非揮發性記憶體（例如快閃記憶體）或二者的混合。為了該描述的目的，對記憶體的一般引用是指可由處理器存取的記憶體，包括插入到各種裝置中的內部記憶體或卸載式記憶體以及處理器內的記憶體。

此外，本發明所屬領域中具有通常知識者將意識到，前述方法描述和程序流程圖僅作為說明性實例來提供，並非意欲要求或暗示各個實施例的操作必須以所提供的順序來執行。如本發明所屬領域中具有通常知識者將意識到的，前述實施例中的操作的順序可以以任意順序來執行。諸如「其後」、「隨後」、「接著」等之類的詞語並非意欲限制操作的順序；這些詞語僅用於引導讀者閱讀對方法的描述。此外，以單數形式對請求項元素的任何引用，例如使用冠詞「一」、「一個」或「該」不應被解釋為將元素限制為單數。

結合本文揭示的實施例所描述的各個說明性的邏輯區塊、模組、電路和演算法操作可以實現為電子硬體、電腦軟體或二者的組合。為了清楚地說明硬體和軟體的此類可互換性，上文已經將各個說明性的組件、方塊、模組、電路和操作按照它們的功能進行了一般地描述。至於此類功能是實現為硬體還是軟體，取決於特定應用和施加在整體系統上的設計約束。本發明所屬領域中具有通常知識者可以針對每種特定應用以變化的方式來實現所描述的功能，但是此類實現決定不應被認為是導致脫離了實施例的範疇。

可以利用被設計為執行本文所描述的功能的通用處理器、數位訊號處理器（DSP）、特殊應用積體電路（ASIC）、現場可程式設計閘陣列（FPGA）或其他可程式設計邏輯裝置、個別閘門或者電晶體邏輯單元、個別硬體組件或者其任意組合來實現或執行用於實現結合本文揭示的實施例所描述的各個說明性的邏輯單元、邏輯區塊、模組和電路的硬體。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一般的處理器、控制器、微控制器或者狀態機。處理器亦可以實現為計算裝置的組合，例如，DSP和微處理器的組合、複數個微處理器、一或多個微處理器結合DSP核，或者任何其他此種配置。或者，一些操作或方法可以由特定於給定功能的電路來執行。

各個實施例中的功能可以用硬體、軟體、韌體或其任意組合來實現。若用軟體來實現，則這些功能可以作為一或多個處理器可執行指令或代碼儲存在非暫時性電腦可讀取媒體或非暫時性處理器可讀取媒體上。本文所揭示的方法或演算法的操作可以體現在處理器可執行軟體模組中，該軟體模組可以常駐在非暫時性電腦可讀或處理器可讀儲存媒體上。非暫時性電腦可讀或處理器可讀儲存媒體可以是可由電腦或處理器存取的任何儲存媒體。經由而非限制的方式，此類非暫時性電腦可讀或處理器可讀取媒體可以包括RAM、ROM、EEPROM、快閃記憶體、CD-ROM或其他光碟儲存、磁碟儲存或其他磁儲存裝置、或可以用於以指令或資料結構的形式儲存期望的程式碼以及可以由電腦存取的任何其他媒體。如本文所使用，磁碟和光碟包括壓縮磁碟（CD）、雷射光碟、光碟、數位多功能光碟（DVD）、軟碟和藍光光碟，其中磁碟通常磁性地再現資料，而光碟則利用鐳射來光學地再現資料。上述的組合亦包括在非暫時性電腦可讀和處理器可讀取媒體的範疇內。另外，方法或演算法的操作可以作為一個代碼及/或指令或任何組合或一組代碼及/或指令常駐在非暫時性處理器可讀取媒體及/或電腦可讀取媒體上，這些媒體可以被併入到電腦程式產品中。

提供所揭示的實施例的前述描述以使得本發明所屬領域中任何具有通常知識者能夠實施或使用請求項。對這些實施例的各種修改對於本發明所屬領域中具有通常知識者來說將是顯而易見的，以及在不脫離請求項的範疇的情況下，可以將本文定義的通用原理應用於其他實施例。因此，本發明不意欲限於本文所示的實施例，而是要符合與所附請求項和本文所揭示的原理和新穎特徵相一致的最廣範疇。

22‧‧‧水平方向
23‧‧‧直向下垂直方向
100‧‧‧血壓量測裝置
101‧‧‧動脈量測感測器
103‧‧‧處理器
104‧‧‧受試者
105‧‧‧高度感測器
107‧‧‧電源
109‧‧‧無線電模組
113‧‧‧處理單元
115‧‧‧記憶體
119‧‧‧天線
121‧‧‧生物阻抗量測感測器
123‧‧‧血液容積圖感測器
125‧‧‧表面壓力感測器
127‧‧‧超聲波感測器
700‧‧‧方法
702‧‧‧方塊
704‧‧‧方塊
706‧‧‧方塊
708‧‧‧方塊
709‧‧‧方塊
710‧‧‧方塊
712‧‧‧方塊
714‧‧‧方塊
716‧‧‧方塊
718‧‧‧方塊
802‧‧‧方塊
804‧‧‧方塊
806‧‧‧方塊
808‧‧‧方塊
810‧‧‧方塊
812‧‧‧方塊
814‧‧‧方塊
816‧‧‧方塊
818‧‧‧方塊
820‧‧‧方塊
822‧‧‧方塊
900‧‧‧計算裝置
901‧‧‧處理器
902‧‧‧內部記憶體
904‧‧‧觸控式螢幕控制器
908‧‧‧無線電信號收發機
910‧‧‧天線
912‧‧‧觸控式螢幕面板
914‧‧‧揚聲器
916‧‧‧蜂巢網路無線數據機晶片
918‧‧‧周邊裝置連接介面
920‧‧‧殼體
922‧‧‧電源

併入本文以及構成本說明書的一部分的附圖，圖示請求項的示例性實施例，以及連同上文提供的概括描述和下文提供的詳細描述一起用於解釋請求項的特徵。

圖1A是包括被放置於受試者上的實施例血壓量測裝置的實施例系統的方塊圖。

圖1B是實施例血壓量測裝置的組件方塊圖。

圖2是圖示受試者的四肢和實施例血壓量測裝置的移動的方塊圖。

圖3A是示出脈搏的基本特性的、脈搏的壓力相對時間的圖。

圖3B是由肢體的移動引起的靜脈擴張的圖。

圖4A、圖4B和圖5是圖示在心臟水平處和在較低高度處的四肢內的動脈擴張和靜脈擴張的圖。

圖6是擬合到指數衰減函數的脈搏的心臟舒張部分。

圖7是圖示用於基於與靜脈時間常數和動脈時間常數有關的無窮比率來校準血壓量測裝置的實施例方法的程序流程圖。

圖8是圖示用於根據非干擾式血壓量測裝置的量測出的信號來計算動脈時間常數和靜脈時間的實施例方法的程序流程圖。

圖9是適合於與各個實施例一起使用的計算裝置的組件方塊圖。

國內寄存資訊 (請依寄存機構、日期、號碼順序註記) 無

國外寄存資訊 (請依寄存國家、機構、日期、號碼順序註記) 無

700‧‧‧方法

702‧‧‧方塊

704‧‧‧方塊

706‧‧‧方塊

708‧‧‧方塊

709‧‧‧方塊

710‧‧‧方塊

712‧‧‧方塊

714‧‧‧方塊

716‧‧‧方塊

718‧‧‧方塊

Claims

一種校準被放置於一受試者的身體上的一血壓量測裝置的方法，包括以下步驟：從該血壓量測裝置的一或多個感測器獲得兩個或更多個量測出的脈搏，其中來自該兩個或更多個量測出的脈搏中的至少兩個量測出的脈搏對應於該血壓量測裝置的不同高度；基於該兩個或更多個量測出的脈搏，決定一動脈時間參數和靜脈時間參數；基於該等不同高度之間的差異，決定一流體靜壓變化；及基於該動脈時間參數、靜脈時間參數和該流體靜壓變化，決定一應力-應變關係。
根據請求項1之方法，亦包括以下步驟：基於該動脈時間參數和該靜脈時間參數，決定一無窮比率；其中決定該應力-應變關係是基於該無窮比率和該流體靜壓變化的。
根據請求項2之方法，亦包括以下步驟：至少部分地基於該應力-應變關係，決定一當前平均動脈壓；至少部分地基於該應力-應變關係以及該等不同高度之間的壓力的變化，決定一脈壓；基於該當前平均動脈壓和該脈壓，決定一心臟舒張血壓和一心臟收縮血壓；及儲存該應力-應變關係、該當前平均動脈壓、該脈壓、該心臟舒張血壓、該心臟收縮血壓或其任意組合。
根據請求項2之方法，其中該兩個或更多個量測出的脈搏是使用以下各項中的一項或多項來量測的：生物阻抗、阻抗體積描計、血液容積圖、超聲波或其任意組合。
根據請求項2之方法，其中該決定該靜脈時間參數包括以下步驟：使用一低通濾波器來濾波該兩個或更多個量測出的脈搏；辨識該經低通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏中的與量測高度之間的一轉換相對應的一部分；將一指數衰減函數擬合到該經低通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的該所辨識的部分；及基於該指數衰減函數，決定該靜脈時間參數。
根據請求項2之方法，其中該決定該動脈時間參數包括以下步驟：使用一高通濾波器來濾波該兩個或更多個量測出的脈搏；決定該等經高通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的一心臟舒張部分；將一指數衰減函數擬合到該等經高通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的該心臟舒張部分；及基於該指數衰減函數，決定該動脈時間參數。
根據請求項2之方法，其中該血壓量測裝置的該等不同高度包括在一受試者的一心臟水平處的或在該受試者的該心臟水平之下的一第一高度以及在高度上低於該第一高度的一第二高度。
根據請求項2之方法，其中該無窮比率是針對每組與一特定高度相關聯的量測出的脈搏來計算的。
根據請求項2之方法，其中該無窮比率被計算成基於針對該兩個或更多個不同高度之每一者高度來計算的該無窮比率的一平均值。
一種血壓量測裝置，包括：一或多個動脈量測感測器；一或多個高度感測器；及一或多個處理器，其耦合到該一或多個動脈量測感測器和該一或多個高度感測器，其中該一或多個處理器被配置為：獲得兩個或更多個量測出的脈搏，其中來自該兩個或更多個量測出的脈搏中的至少兩個量測出的脈搏對應於該血壓量測裝置的不同高度；基於該兩個或更多個量測出的脈搏，決定一動脈時間參數和靜脈時間參數；基於該等不同高度之間的差異，決定一流體靜壓變化；及基於該動脈時間參數、靜脈時間參數和該流體靜壓變化，決定一應力-應變關係。
根據請求項10之血壓量測裝置，其中該一或多個處理器亦被配置為：基於該動脈時間參數和該靜脈時間參數，決定一無窮比率，基於該無窮比率和該流體靜壓變化，決定該應力-應變關係。
根據請求項11之血壓量測裝置，其中該一或多個處理器亦被配置為：至少部分地基於該應力-應變關係，決定一當前平均動脈壓；至少部分地基於該應力-應變關係以及該等不同高度之間的壓力的變化，決定一脈壓；基於該當前平均動脈壓和該脈壓，決定一心臟舒張血壓和一心臟收縮血壓；及儲存該應力-應變關係、該當前平均動脈壓、該脈壓、該心臟舒張血壓、該心臟收縮血壓或其任意組合。
根據請求項11之血壓量測裝置，其中該一或多個處理器被配置為使得該兩個或更多個量測出的脈搏是使用以下各項中的一項或多項來量測的：生物阻抗、阻抗體積描計、血液容積圖、超聲波或其任意組合。
根據請求項11之血壓量測裝置，其中該一或多個處理器亦被配置為經由以下操作來決定該靜脈時間參數：使用一低通濾波器來濾波該兩個或更多個量測出的脈搏；辨識與該經低通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏中的量測高度之間的一轉換相對應的一部分；將一指數衰減函數擬合到該經低通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的該所辨識的部分；及基於該指數衰減函數，決定該靜脈時間參數。
根據請求項11之血壓量測裝置，其中該一或多個處理器亦被配置為經由以下操作來決定該動脈時間參數：使用一高通濾波器來濾波該兩個或更多個量測出的脈搏；決定該等經高通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的一心臟舒張部分；將一指數衰減函數擬合到該等經高通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的該心臟舒張部分；及基於該指數衰減函數，決定該動脈時間參數。
根據請求項11之血壓量測裝置，其中該一或多個處理器被配置為使得該血壓量測裝置的該等不同高度包括在一受試者的一心臟水平處的或在該受試者的該心臟水平之下的一第一高度以及在高度上低於該第一高度的一第二高度。
根據請求項11之血壓量測裝置，其中該一或多個處理器被配置為針對每組與一特定高度相關聯的量測出的脈搏來計算該無窮比率。
根據請求項11之血壓量測裝置，其中該一或多個處理器被配置為將該無窮比率計算成基於針對該兩個或更多個不同高度之每一者高度來計算的該無窮比率的一平均值。
一種其上儲存有處理器可執行指令的非暫時性處理器可讀取媒體，該等處理器可執行指令被配置為使一處理器執行包括以下各項的操作：獲得兩個或更多個量測出的脈搏，其中來自該兩個或更多個量測出的脈搏中的至少兩個量測出的脈搏對應於該血壓量測裝置的不同高度；基於該兩個或更多個量測出的脈搏，決定一動脈時間參數和靜脈時間參數；基於該等不同高度之間的差異，決定一流體靜壓變化；及基於該動脈時間參數、靜脈時間參數和該流體靜壓變化，決定一應力-應變關係。
根據請求項19之非暫時性處理器可讀取媒體，其中該等所儲存的處理器可讀取指令被配置為使一處理器執行亦包括以下各項的操作：基於該動脈時間參數和該靜脈時間參數，決定一無窮比率，其中決定該應力-應變關係是基於該無窮比率和該流體靜壓變化的。
根據請求項20之非暫時性處理器可讀取媒體，其中該等所儲存的處理器可讀取指令被配置為使一處理器執行亦包括以下各項的操作：至少部分地基於該應力-應變關係，決定一當前平均動脈壓；至少部分地基於該應力-應變關係以及該等不同高度之間的壓力的變化，決定一脈壓；基於該當前平均動脈壓和該脈壓，決定一心臟舒張血壓和一心臟收縮血壓；及儲存該應力-應變關係、該當前平均動脈壓、該脈壓、該心臟舒張血壓、該心臟收縮血壓或其任意組合。
根據請求項20之非暫時性處理器可讀取媒體，其中該等所儲存的處理器可讀取指令被配置為使一處理器執行操作，以使得該兩個或更多個量測出的脈搏是使用以下各項中的一項或多項來量測的：生物阻抗、阻抗體積描計、血液容積圖、超聲波或其任意組合。
根據請求項20之非暫時性處理器可讀取媒體，其中該等所儲存的處理器可讀取指令被配置為使一處理器執行操作，以使得決定該靜脈時間參數包括：使用一低通濾波器來濾波該兩個或更多個量測出的脈搏；辨識該經低通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏中的與量測高度之間的一轉換相對應的一部分；將一指數衰減函數擬合到該經低通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的該所辨識的部分；及基於該指數衰減函數，決定該靜脈時間參數。
根據請求項20之非暫時性處理器可讀取媒體，其中該等所儲存的處理器可讀取指令被配置為使一處理器執行操作，以使得決定該動脈時間參數包括：使用一高通濾波器來濾波該兩個或更多個量測出的脈搏；決定該經高通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的一心臟舒張部分；將一指數衰減函數擬合到該經高通濾波的兩個或更多個量測出的脈搏的該心臟舒張部分；及基於該指數衰減函數，決定該動脈時間參數。
根據請求項20之非暫時性處理器可讀取媒體，其中該等所儲存的處理器可讀取指令被配置為使一處理器執行操作，以使得該血壓量測裝置的該等不同高度包括在一受試者的一心臟水平處的或在該受試者的該心臟水平之下的一第一高度以及在高度上低於該第一高度的一第二高度。
根據請求項20之非暫時性處理器可讀取媒體，其中該等所儲存的處理器可讀取指令被配置為使一處理器執行操作，以使得該無窮比率是針對每組與一特定高度相關聯的量測出的脈搏來計算的。
根據請求項20之非暫時性處理器可讀取媒體，其中該等所儲存的處理器可讀取指令被配置為使一處理器執行操作，以使得該無窮比率被計算成基於針對該兩個或更多個不同高度之每一者高度來計算的該無窮比率的一平均值。
一種血壓量測裝置，包括：用於獲得兩個或更多個量測出的脈搏的單元，其中來自該兩個或更多個量測出的脈搏中的至少兩個量測出的脈搏對應於該血壓量測裝置的不同高度；用於基於該兩個或更多個量測出的脈搏，決定一動脈時間參數和靜脈時間參數的單元；用於基於該等不同高度之間的差異，決定一流體靜壓變化的單元；及用於基於該動脈時間參數、靜脈時間參數和該流體靜壓變化，決定一應力-應變關係的單元。
根據請求項28之血壓量測裝置，亦包括：用於基於該動脈時間參數和該靜脈時間參數，決定一無窮比率的單元；其中決定該應力-應變關係是基於該無窮比率和該流體靜壓變化的。
根據請求項29之血壓量測裝置，亦包括：用於至少部分地基於該應力-應變關係，決定一當前平均動脈壓的單元；用於至少部分地基於該應力-應變關係以及該血壓量測裝置的該兩個或多個不同高度之間的壓力的變化，決定一脈壓的單元；用於基於該當前平均動脈壓和該脈壓，決定一心臟舒張血壓和一心臟收縮血壓的單元；及用於儲存該應力-應變關係、該當前平均動脈壓、該脈壓、該心臟舒張血壓、該心臟收縮血壓或其任意組合的單元。