用于确定动脉中的脉搏波速度的方法

摘要

用于确定对象的动脉的估计的脉搏波速度的方法、设备和系统。实施例方法可以包括：施加反压序列；测量与脉搏波速度相关的第一参数；在模型中估计第二参数；以及确定所估计的脉搏波速度。反压可以利用压力设备在对象上的设定位置处对动脉施加。反压中的每个反压可以彼此不同、施加在设定位置、并且在零至对象的舒张压之间。当施加反压序列中的每个反压时可以测量第一参数。模型可以建立所测量的第一参数与反压序列中的每个反压的关系。可以基于模型中估计的第二参数来确定所估计的脉搏波速度。

说明书

相关申请

本申请要求享有于2014年2月24日递交的、名称为“Method forDetermining Pulse Wave Velocity in an Artery,”的美国临时专利申请61/943,777的权益，在此以引用方式将该申请的全部内容并入本文以用于各种用途。

背景技术

脉搏波速度(PWV)是对个人动脉系统的状况的相关指示符。PWV是由心脏的左心室的收缩发起的血液沿着动脉的压力脉搏或速度脉搏的传播速度。速度脉搏的传播速度通常与压力脉搏的传播速度类似，但形状和相位稍微不同。为了测量PWV，通常经由某种形式的传感器布置来观察动脉中脉搏的运动。不同的传感器布置可以用于测量压力脉搏与速度脉搏的关系。由于主导的压力模式与动脉壁垂直于壁的方向的变形相关，因此观察动脉壁的变形可以给出对脉搏的运动的指示。虽然还存在其它压力模式(例如，在壁中以及在流体自身中的纵向压力波动)，但在大多数情况下，观察动脉壁垂直于壁的方向的变形会给出对脉搏的运动的良好标识。

可以通过以下操作来估计脉搏波速度：沿着动脉以已知间隔l放置两个传感器，记录在两个传感器的位置处的脉搏，以及估计一个脉搏值相对于另一个脉搏值的时间位移。该估计得到传导时间tt。l/tt的比率给出了对脉搏波速度的估计。虽然跨越长的长度(例如，从靠近心脏到外部末端或者从颈动脉到股动脉)可以使用这些方法，但在许多情况下，希望知道在特定位置(例如，前臂)处的PWV。使用传感器之间相对短的跨度(例如，跨越前臂的一部分)进行的PWV测量在本文中被称为“局部PWV”。

用于确定PWV(并且特别是局部PWV)的常规直接测量通常是不可重复的或者至少与不可接受的不确定性等级相关联(即，标准偏差达到或超过均值)。在给对象造成最小干扰的设备(例如，不施加使动脉壁变形的大幅压力的设备)的情况下，这种情况特别明显。虽然使对对象的干扰最小化是重要的(因为扰乱对象可能自身会造成PWV的变化)，但常规的非干扰PWV测量技术通常是不可靠的。

发明内容

各种实施例包括一种用于确定对象的动脉的估计的脉搏波速度的方法。实施例方法可以包括：施加反压序列；测量与脉搏波速度相关的第一参数；在模型中估计第二参数；以及确定所估计的脉搏波速度。所述反压序列可以利用压力设备在所述对象上的设定位置处对所述动脉施加。所述反压序列中的每个反压可以彼此不同、施加在所述设定位置处、并且在零至所述对象的舒张压之间。当施加所述反压序列中的每个反压时，可以测量所述第一参数。用于估计所述第二参数的所述模型可以建立所测量的第一参数与所述反压序列中的每个反压的关系。可以基于在所述模型中估计的所述第二参数来确定所估计的脉搏波速度。

在一些实施例中，所述反压序列可以均施加与包含所述动脉的肢体的纵向方向垂直的压力。所述第一参数可以使用设置在所述束紧带与所述对象的皮肤的一部分之间的两个传感器来测量。所述两个传感器可以设置在所述对象的皮肤的一部分上并且在所述束紧带的相对端外部。超声波传感器可以嵌入在所述束紧带内部。另外地或替代地，两个传感器可以沿着所述动脉间隔开某一跨度，以测量脉搏在所述两个传感器之间的传导时间。所述第一参数还可以通过在所述设定位置处跨越小于20cm的跨度进行测量来测量，其中，所述反压序列均沿着所述跨度而施加。测量所述第一参数可以包括：检测所述动脉随时间的扩张和/或测量第一组参数。所述第一参数可以使用从由以下各项构成的群组中选择的技术来测量：张力测量法、超声波、核磁共振、电磁波的传播属性、光学测量、以及生物电阻抗。在所述模型中估计的所述第二参数包括第二组参数。

在一些实施例中，所述方法还可以包括：基于所述模型与在所述反压序列中的每个反压处测量的所述第一参数的最佳拟合，从预先确定的模型集中选择所述模型。所述模型可以从以下各项中选择：所述动脉的预先确定的应力-应变关系、Bramwell-Hill方程、指数模型、以及双线性模型。当估计所述第二参数时，在所述反压序列之中，较高的反压的权重可以大于较低的反压。

另外的实施例可以包括具有处理器的计算设备，所述处理器被配置有处理器可执行指令以执行与上面所讨论的方法相对应的各种操作。

另外的实施例可以包括一个或多个计算设备，所述计算设备具有用于执行与上面所讨论的方法操作相对应的功能的各种单元。

另外的实施例可以包括其上存储有处理器可执行指令的非暂时性处理器可读存储介质，所述处理器可执行指令被配置为使得处理器执行与上面所讨论的方法操作相对应的各种操作。

附图说明

附图(附图被并入本文并构成本说明书的一部分)示出了示例性实施例，并且与上面所给出的一般性描述以及下面所给出的详细描述一起用于说明本发明的特征。

图1是根据各个实施例的，包括两个传感器和束紧带的、用于确定所估计的脉搏波速度的设备的示意图。

图2是根据各个实施例的，包括额外传感器的、用于确定所估计的脉搏波速度的设备的示意图。

图3是根据各个实施例的传感器布置的示意图。

图4是根据各个实施例的，包括超声波传感器和无线连接的、用于确定所估计的脉搏波速度的设备的示意图。

图5是根据各个实施例的，包括替代的传感器和压腕带的、用于确定所估计的脉搏波速度的设备的示意图。

图6是根据各个实施例的，使用核磁共振测量对象的腿部来确定所估计的脉搏波速度的设备的透视图。

图7是根据各个实施例的，在反压(counter pressure)序列处测量的传导时间的图。

图8是适合于在各个实施例中使用的过程流程图。

图9是表示脉搏的、动脉随时间的横截面的图。

具体实施方式

将参考附图详细地描述各个实施例。只要有可能，贯穿附图将使用相同的附图标记来指代相同或相似的部件。对特定例子和实现方式的引用是出于说明性的目的，并非旨在限制本发明或权利要求书的范围。

各个实施例包括一种估计PWV的方法，该方法比用于确定局部PWV的常规方法具有更小的不确定性。根据各个实施例，可以使用多步骤过程来推导出对相对短或长的动脉部分的PWV的更准确估计。根据各个实施例所估计的PWV可以用于提供对动脉系统的状况的指示符。

各个实施例包括一种确定对象的动脉中所估计的PWV而没有所施加的反压的方法。该方法可以包括：在对象的动脉上施加反压序列。当施加了反压序列中的每个反压时，可以测量与脉搏波速度相关的参数。另外，该方法可以包括：计算选择模型中的未知参数；以及基于所确定的未知参数来确定所估计的PWV。可以由相同位置中的相同压力设备来施加反压序列中的每个反压，但是序列中的单独反压可以具有不同的幅度。另外，可以在相同的设定位置处施加反压序列中的每个反压。此外，反压可以在零至对象的舒张压之间。可以在选择模型中计算未知参数，其中选择模型建立参数与反压的关系。

如本文所使用的，术语“反压”指代当某种物体以如下方式按压或抵推动脉的外壁时所施加的压力：可以测量和/或评估所施加的压力或者所施加的压力的影响。如本文所使用的，术语“压力”指代与给定的压力(其可以具有大致方向)相关联的力。可以从向对象的一部分皮肤施加的外部压力(其按压在该部分皮肤下方的动脉)中推导出反压。来自反压的压力通常会垂直于动脉的纵向长度。

如本文所使用的，术语“模型”指代对可以用于计算至少一个未知参数的系统或过程的状态的数学表示。多个不同的模型可用于比较，以便可以选择适当的模型或者最佳拟合模型。

通常在动脉的较长伸展上(例如，从颈动脉到股动脉)测量PWV。使用长的脉搏传播路径可以减小脉搏的时间位置中的不确定性的影响。然而，脉搏形状往往在长的传播路径上变化，如果在长的传播路径上进行测量，则使用常规的PWV方法所估计的局部PWV的不确定性增加。

所测量的对象脉搏的舒张部分通常会具有大约0.1秒的持续时间。主动脉中的传播速度可以是例如5m/s，而外周系统中的传播速度可以是例如10m/s。因此，脉搏的空间长度(对于脉搏的舒张部分)通常在靠近主动脉处是大约0.5m，并且在外周系统中大约是1m。连续脉冲之间的时间通常稍微小于一秒钟，并且因此，在一个脉搏起始与下一个脉搏起始之间通过外周系统的距离通常是大约10米。这暗示了单个脉搏在相对长的伸展上通常是活动的。如果外周系统被建模为假想无限长的血管，该血管具有恒定的直径、细的壁和固定的弹性模量，则脉搏的传播可以被建模为相对简单的物理现象。在这种模型下，测量穿过系统的两个脉搏之间的距离会是相对简单的。

然而，简单的线性模型是不适当的，这是因为动脉系统通常是非常复杂并且高度非线性的。例如，动脉通常是锥形的，它们的壁厚度与直径相比并不小，并且单独脉搏的空间长度与肢体中动脉的特征长度具有可比性。此外，在动脉系统中的分叉处通常会遇到大量的不连续性。动脉系统中的不连续性包括动脉属性在长度刻度上的变化，该长度刻度比脉搏的空间长度短或者比脉搏的任何相关频谱分量的波长小。得到的常规脉搏的形状因此会在其传播通过动脉系统时改变。例如，由于传播速度取决于血管尺寸以及血管的弹性模量，因此脉搏形状会改变。动脉的直径往往会随着距心脏的距离而变得更小，并且血管的弹性模量取决于血管扩张。另外，脉冲形状会由于当脉搏波遇到血管几何形状中的不连续性时出现的反射的影响而变化。

图9示出了常规的脉冲形状的图，其中纵向轴反映了动脉横截面面积(使用任意单位)，并且水平轴表示时间，其可以在一秒或多秒中进行测量。动脉系统内执行脉搏测量的位置可以确定所测量的脉搏的形状。此外，脉搏形状可以取决于提供测量的对象的状态。这些变量会造成对时间脉搏位置的估计中的不确定性。因此，为了提高一致性，紧接在舒张时段结束之后的脉搏的起始可以被用作为“触发标记”。在新脉搏的起始处(图9中被指示为“1”)，动脉中的压力开始迅速上升，这造成了血管的扩张(即，血管的横截面面积的增加)。脉搏的峰值(图9中被指示为“2”)反映了收缩压。此后，在脉搏的结束处(图9中被示出为“3”)，压力再次下降到舒张压。在较低压力的时段之后压力的迅速上升(即，舒张时段与收缩时段之间的转换)是脉搏的特征部分。因此，在测量脉搏时可以更加一致地标识触发标记。该触发标记可以用于测量脉搏之间的时间间隔。

使用常规技术对PWV的测量通常具有显著的不确定性。具体而言，当跨越比脉搏的收缩部分的特征空间长度更短的跨度在外围系统中进行测量时，测量具有显著的不确定性。另外，脉搏的低频部分通常以与高频部分不同的速度来传播。此外，高频部分的传播速度可以与血管生理特别相关。因此，向用于标识脉冲的测量应用高通滤波器(该高通滤波器过滤掉低频部分并且保持高频部分)会是有利的。例如，压力脉搏的初始迅速上升是高频分量，可以保持该高频分量并在滤波之后增强。另外，在时间梯度最大时从信号的高频部分中确定实例会是有利的。

图1根据各个实施例，示出了被配置为确定对象5的动脉中所估计的PWV的装置10。装置10可以包括：压力设备100，其用于施加反压；传感器110，其用于测量第一参数；以及耦合到压力设备和传感器的控制单元120，其用于处理数据。

在各个实施例中，压力设备100可以覆盖所测量的对象5上的设定位置(即，对象的身体的选择部分)。例如，压力设备100可以是束紧带(例如，充气袖带)，其可以覆盖肢体的一部分并且向肢体的该部分施加压力。压力设备100可以完全围绕对象5的肢体。在图1中，以横截面示出压力设备100，因此各部分被示出在对象5的肢体的相对侧上。根据各个实施例，可以使用额外类型的压力设备。

可以包括控制单元120，其中控制单元120登记由压力设备100施加的压力水平以及来自传感器110的测量。来自压力和传感器测量的值可以存储在存储器122中。另外，控制单元120可以调节和/或控制定时和/或由压力设备100施加的压力水平。此外，控制单元可以包括一个或多个处理器，这些处理器被配置为做出关于PWV估计的中间和/或最终的计算和确定。虽然控制单元120被示出为单个单元，但是可以提供多个控制单元。另外，虽然连接105、115被示出为有线连接，但是控制单元120可以包括无线连接，例如使用一个或多个无线收发机和天线。

传感器110可以包括一个以上的传感器，例如位于第一位置11处的一个传感器110，以及位于第二位置12处的另一个传感器112。第一位置11和第二位置12可以被选择为沿着对象5的动脉25的路径大致对齐。两个传感器110、112可以放置在两个位置11、12处，并且被配置为提供与脉搏压力或速度脉搏成比例的信号。通过使用束紧带作为压力设备100，两个传感器110、112可以被设置在压力设备110与对象5的皮肤之间。由于间隔(其中在该间隔上测量脉搏的传导时间)通常会具有均匀的反压，因此这种配置会是令人期望的。替代地，传感器110、112可以被布置在束紧带的外部并且在相对端上(即，在束紧带外部的皮肤上，紧接在束紧带之前或之后)。取决于所使用的传感器类型，该替代方案在某些配置中会是有用的，其中在这些配置中将传感器直接布置在压力设备100下方也许是不可能的。

各个实施例包括利用生物电阻抗变化的传感器。使用利用生物电阻抗变化的传感器的优势在于：传感器自身可以是相对“平坦”并且灵活的。以此方式，这些传感器可以容易地布置在束紧带之下、在对象的皮肤上，而不会显著地更改施加在该区域中的反压。此外，即使在束紧带是充气袖带并且完全充气的情况下，对象也只会经历由这些传感器带来的很少不适或没有不适。

装置10可以向对象5施加反压序列。压力设备100可以控制并适当地改变所施加的反压。除了束紧带之外，压力设备100还可以包括压力计、张紧设备、和/或泵送设备。替代地，压力计、张紧设备、和/或泵送设备可以是控制单元120的一部分。在各个实施例中，反压可以在从零至对象(对该对象执行测量)的舒张压的范围中变化。第一连接105可以将压力设备100或者其组件耦合到控制单元120，以用于记录在特定的时间向对象5施加的压力水平。第一连接105可以是线和/或管，其被配置为向控制单元120提供对向对象5施加的压力的适当指示。另外，控制单元120可以包括处理器，其用于在进行测量时控制泵送设备并且因此控制所施加的压力的量。

装置10可以测量脉搏在两个传感器110、112之间行进时脉搏的传导时间，该传导时间是与脉搏波速度相关的参数。脉搏在两个传感器110、112之间传递所花费的时间可以是对脉搏的传导时间的测量，这与心脏的左心室的收缩相关联。根据各个实施例，第一位置11与第二位置12之间的距离可以是在其上施加反压序列的已知长度。第二连接115可以将两个传感器110、112耦合到控制单元120。以此方式，可以由控制单元120来测量和/或记录在两个传感器110、112之间所测量的传导时间。可以在不同的反压序列上记录这种传导时间测量。反压序列可以改变固定的量(例如，10-20mmHg)或者其它增量。在各个实施例中，反压的范围可以从零至对象的舒张压。高于对象的舒张血压的反压可能不是令人期望的，这是因为跨壁压可能下降至低于零，这会有使得针对脉搏的一部分的动脉塌陷的风险。塌陷的或不稳定的动脉会削弱在对动脉进行建模中所使用的假设，并且因此使得关于PWV的任何确定不太可靠。然而，稍微超过舒张血压的反压值会得到可靠的测量。

图2根据各个实施例，示出了被配置为确定对象5的动脉中所估计的PWV的装置20。装置20可以包括：压力设备200，以用于施加反压；第一传感器211和第二传感器212，以用于使用生物电阻抗来测量一个或多个参数；以及耦合到压力设备和传感器的控制单元220，以用于处理数据。第一传感器211可以包括第一外部检测电极211a和第一内部检测电极211b。类似地，第二传感器212可以包括第二外部检测电极212a和第二内部检测电极212b。检测电极211a、211b、212a、212b可以设置在臂部23的皮肤的一部分上、在压力设备200下方并且紧接在压力设备200外部。以此方式，外部的两个检测电极211a、212a可以设置在紧接在压力设备200的外部相对端，而内部的两个检测电极211b、212b可以设置在压力设备200下方。另外，两个激励电极215、216也可以施加于臂部23的皮肤，比外部的两个检测电极211a、212a离压力设备200的外部更远。具体而言，激励电极215、216可以分隔开间隔距离d，该间隔距离d显著大于动脉25嵌入臂部23中的深度。间隔距离d可以延伸超过前臂，例如，从腕部到肘部(例如，大约10cm)。替代地，间隔距离d可以进一步延伸，例如肢体的大部分的长度。

图3示出了图2中的装置的传感器布置的工作的示意图。在一些实施例中，电流发生器225可以产生以特定频率共振的电流。电流发生器225可以位于对象(没有示出)附近或者控制单元(例如，图2中的220)内部。来自电流发生器225的电流可以通过激励电极215、216引导到对象中(例如，臂部23中)。来自电流发生器225的电流可以是在10kHz至10MHz或更高的范围中的频率。电流的幅度可以是例如在0.005mA至10mA的范围中。激励电极215、216可以是几乎任何形状，包括矩形、椭圆形或环形形状。另外，激励电极215、216的大小可以被设置为适合于它们可能施加在其上的身体部分。例如，激励电极215、216可以具有大约5mm至20mm的总直径。在各个实施例中，激励电极215、216可以具有与下层动脉垂直的宽度，由于动脉的确切路径可能是未知的(例如，位移到一侧或另一侧)，因此该宽度大于动脉在纵向方向上的长度。来自电流发生器225的共振电流可以生成激励电场线219，其中激励电场线219靠近皮肤会基本上垂直于皮肤表面而延伸。随着激励电场线219延伸离开皮肤，因为皮肤和皮下脂肪具有低导电性，激励电场线219由于血液具有较高的导电性而变得与动脉25的纵向方向更加对齐。因此，靠近动脉25以及在动脉25内，激励电场线219变得与动脉25内的血液的方向对齐。

外部检测电极211a、212a可以与它们相应配对的内部检测电极211b、212b间隔开与动脉25的预期伸展深度具有可比性的距离(即，与预期动脉会在皮肤下方多深大致相等的距离)。例如，在第一外部检测电极211a与第一内部检测电极211b之间的间距可以从几毫米至5分米，这取决于对象上的位置以及特定对象的特定解剖结构。在第二外部检测电极212a与第二内部检测电极212b之间可以建立类似的间距。检测电极211a、211b、212a、212b可以是几乎任何形状，包括矩形、椭圆形或环形，并且其大小可以被设置为适合于它们会施加在其上的身体部分，类似于上面针对激励电极215、216所提到的形状和大小。例如，检测电极211a、211b、212a、212b可以具有大约1mm至20mm的总直径。传感器211、212还可以生成虚拟电场线213、214，其可以与激励电场线219重叠。虚拟电场线213、214与激励电场线219的重叠可以限定有效检测区域，传感器211、212可以从该有效检测区域测量阻抗变化。可以由处理器30(例如，包含在控制单元(例如，220)中的一个处理器)来记录和分析来自传感器211、212的信号。在装置20中，只有用于检测的传感器211、212被放置在压力设备(例如，200)施加反压的区域中。

可以通过正交检测来执行对来自传感器211、212的信号的解调。在正交检测中，所检测的信号可以与从向对象5的臂部23提供激励信号的相同共振器中推导出的参考信号的正交分量混合。通常，经解调的信号的同相部分通常可以是主导部分，该主导部分反映了所检测的阻抗的的实部是主导的事实。然而，还可以检测正交分量，并且可以分别应用同相分量和正交分量的加权平方和，以便在阻抗的虚部被视为重要的情况下增强检测效率。虚部可以与相关组织的电介质常数的实部相关联，其中相关组织通常由皮肤、脂肪、肌肉和血液构成。可以有利地过滤信号，以便使噪声的影响最小化，而且增强信号中对于定时最重要的那些部分：即，具有大的时间梯度的那些部分。传感器211、212的滤波器可以具有相同的相位特征，以便避免在估计传导时间中的任何偏置。可以使用数字有限脉冲响应滤波器，这是因为由于它们的采样频率(例如，5kHz)而可以准确地控制相位特征。

来自传感器211、212的信号的输出可以反映在两个传感器位置处的动脉的扩张，并且通常会显示随时间的脉搏形状，包括任何滤波的影响。在两个或更多个时间(即，不同的时间戳)处的测量可以反映脉搏形状。假设未对传感器输出执行详细的校准，传感器的输出可能直接等于扩张，但可能与扩张成比例。由于感兴趣的是脉搏的定时，因此扩张的直接读数可能不是必要的。然而，针对测量直接来自传感器输出的扩张，可以执行校准。

在一个实施例中，一旦通过对传感器211、212所测量的信号的解调获得脉搏形状，就可以基于单个脉搏的定时来确定传导时间。在一个实施例中，脉搏的时间起始可以由经高通滤波的信号穿过零电平的时间来限定。在另一个实施例中，脉搏的时间起始可以由检测到扩张的最大向上斜率的时间来限定。在第三个实施例中，脉搏的时间起始被定义为出现最小扩张的时间加上至最大扩张点的一半时间(最大/最小)。所有三个实施例产生类似的结果。然而，最大/最小方法呈现为对宽带噪声不太敏感，而跨零方法较少地受到反射(反射影响收缩期的最后部分和/或影响舒张期)的影响。与最大梯度方法相比，跨零方法更易于实现。然而，如果宽带噪声可忽略，则最大梯度方法产生了对脉搏位置的稍微更优的估计。

在另一个实施例中，可以根据对经滤波的信号的短期互相关来估计传导时间。该方法可以是稳健的，并且其自身适于对信号的有效验证。然而，对单独验证的脉搏执行的定时可以是优选的，以便克服动脉系统中脉搏反射的影响或者使其最小化，并且以便拒绝由与心脏跳动不相关的对象移动所引起的错误的脉搏测量。反射和移动通常相当显著地影响脉搏形状。另外，虽然通常假设反射对脉搏的第一部分(收缩上行冲程)的影响是小的，但各个实施例可以用于说明反射的影响可以具有比先前想象的更大的影响。

在向对象施加压力时，可以使用各种类型的设备来测量与脉搏波速度相关的参数。一些例子包括采用诸如以下技术的设备：张力测量法、超声波、核磁共振、传播电磁波、光学传感、和/或生物电阻抗。张力测量法测量流体压力，例如局部血管压力。超声波可以用于测量动脉壁的扩张或者流动速度(即，多普勒测速)。核磁共振也可以用于测量扩张。其它技术包括能够检测电磁波的传播属性的各种设备。另外，光学仪器可以用于检测和测量扩张(例如，光电容积描记)或流动速度。如上面关于图2和图3所描述的，可以测量生物电阻抗，特别是在可以从生物电阻抗变化中检测扩张或流动速度的应用中。根据各个实施例可以使用适合于测量与脉搏波速度相关的一个或多个参数的额外设备。

图4根据各个实施例，示出了被配置为确定对象5的动脉25中所估计的PWV的装置40。装置40可以包括：压力设备400，其用于施加反压；传感器410，其用于测量参数；以及无线地耦合到压力设备400和传感器410的控制单元420，其用于处理数据。装置40将传感器410集成到压力设备400中。

传感器410可以使用超声波、张力测量法、光学传感、生物电阻抗或其它传感原理。压力设备400可以是充气袖带，其中传感器410被布置在袖带的囊内部。以此方式，可以对压力设备400进行充气，而无需将传感器410夹在袖带的内部与臂部23(压力设备400安装在该臂部上)的皮肤之间。传感器410可以集成到压力设备400的外表面的内部中(即，被配置为当被穿戴在对象上时面向对象的皮肤)，其中压力设备压靠皮肤。以此方式，可以保持皮肤与传感器之间紧固和均匀的贴合。另外，传感器410可以是体积更大的传感器而不会给对象造成不适。

图5根据各个实施例，示出了被配置为确定对象5的动脉中所估计的PWV的装置50。装置50可以包括：压力设备500，其用于施加反压；手动操作的传感器510，其用于测量参数；以及耦合到压力设备和传感器的控制单元520，其用于处理数据。

传感器510可以使用超声波、张力测量法、光学传感或其它传感原理。传感器510可以是手动操作的(即，手持)设备，该设备可以从臂部23上的一个设定位置容易地移动到另一个设定位置。传感器510可以包括有绳控制台512，其具有处理器、存储器以及支持传感器510的功能的额外组件。经由有绳控制台512，传感器510可以直接耦合到控制单元520，以用于传送关于传感器测量的数据。

压力设备500可以包括具有围绕对象5的臂部23而施加的一个或多个织物套管形式的束紧带，其可以被收紧到各个松紧度等级。在一些实施例中，多个套管可以彼此层叠，以形成压力设备500的全部或一部分。压力设备500可以被配置有压力测量元件(例如，应变计)和显示器，从而指示向对象5施加的压力的值。可以将这种所指示的压力值手动地输入到控制单元520中，以用于与传感器510所进行的任何测量的进行相关。替代地，可以提供有线或无线连接(没有示出)以用于在压力设备500与控制单元520之间传送压力值。束紧带中的压力测量元件可以测量其中的张力，该张力不同于反压，其中反压是朝向和/或逆着动脉25而施加的压力。然而，束紧带中的张力可以经由单调函数或比例函数与反压相关。例如，反压Pc可以等于由一个或两个套管所施加的张力T乘以常数K1(即，Pc＝K1x T)。常数K1可以取决于压力设备500的特征以及压力设备500如何接合对象5。该常数K1可以事先确定或估计，并且用于将即时张力T读数转换成反压Pc读数。根据各个实施例可以使用用于施加反压的其它设备。

替代地，可能不会立即知道由压力设备500的束紧带500施加的反压(即，未由压力设备500或控制单元520直接测量)。因此，在被选择用于计算未知参数(其用于确定所估计的PWV)的模型中这会出现一个以上的未知参数(即，一组未知参数)。作为另一个替代方案，如果所选择的模型是经验模型，则可以直接使用应力计读数而非反压。作为另一个替代方案，如果所选择的模型是基于物理原理，则可以经由其它估计技术将应力计读数转换为反压。

图6根据各个实施例，示出了被配置为确定对象5的动脉中所估计的PWV的装置60。装置60可以包括：压力设备600，其用于施加反压；具有核磁共振机器602形式的传感器610，其用于测量一个或多个参数。例如，核磁共振机器602可以测量动脉中的扩张和/或流动脉搏。控制单元(没有示出)可以集成到核磁共振机器602中或者是核磁共振机器602的一部分，或者是单独的设备。

压力设备600被示出为绑缚到对象5的腿部上。以此方式，在核磁共振机器602的操作期间腿部和压力设备600二者都在核磁共振机器602内部。压力设备600可以直接连接到核磁共振机器的内部。另外，压力设备600可以被配置为满足特定的兼容性要求，以便用于核磁共振机器602内部。

在各个实施例中，压力设备(例如，100、200、400、500、600)、传感器(例如，110、211、213、410、510)和控制单元(例如，120、220、420、520)中的一个或多个可以集成到单个设备中，或者分离到多个设备中。例如，充气袖带可以被提供有固定在内部接合表面上的检测电极或其它传感器，从而避免单独地安装传感器的需要。

在各个实施例中，压力设备、传感器和/或控制单元可以包括一个或多个处理器。这些处理器可以是能够被软件指令(应用)配置为执行各种功能(包括上面所描述的各个实施例的功能)的任何可编程微处理器、微计算机或者多处理器芯片。在一些设备中，可以提供多个处理器，例如一个处理器专用于传感器或压力读数、计算或通信功能，并且一个处理器专用于运行其它应用。通常，软件应用在被存取并加载到处理器中之前可以存储在内部存储器(例如，图1中的122)中。处理器可以包括足以存储应用软件指令的内部存储器。在许多设备中，存储器可以是易失性或非易失性存储器(例如，闪存)或者二者的混合。出于本描述的目的，对存储器的一般性引用指代处理器可存取的存储器，包括内部存储器或者插入到控制单元中的可移除存储器以及处理器自身内的存储器。

图7是示出了与向对象施加的反压序列的值相对应的数据与在那些反压中的每个反压处所测量的传导时间(即，所测量的参数)的关系的图。得到的数据点(示出为图上的圆圈)还可以被表示为数据集中的传导时间和反压的一组对应值，例如{tt,Pc}。在各个实施例中，可以选择与所测量的参数和对应反压的数据集相匹配的模型。

在各个实施例中，所选择的模型通常会与计算局部PWV值相关联，例如基于如下的Bramwell-Hill方程的模型：

其中，v是动脉中的局部PWV，A是动脉的横截面面积，ρ是血液密度，P是跨壁压，并且dP/dA是跨壁压相对于面积的导数。

动脉壁的弹性属性可以是高度非线性的。然而，在人体的常规压力范围内有效的通用压力-应变关系可以用下面与跨壁压和动脉横截面面积相关的非线性方程来表达：

其中，P是跨壁压，P_o和A_o是取决于所测量的对象的参数，并且A是所测量的动脉的横截面面积，并且P_o和A_o分别是动脉在无负载状况下的压力和横截面面积。由于动脉的弹性属性会随时间变化，因此可以在给定的时间点由所研究的动脉的特定弹性属性来给出参数P_o和A_o。可以根据动脉的内壁和外壁之间的压力差来确定跨壁压P。

针对横截面面积A对方程2进行微分，可以提供下面的方程：

针对横截面面积A求解方程2，可以提供下面的方程：

将方程3和方程4替换到方程1中可以提供针对局部PWV v的表达式，该局部PWV可以基于参数P_o和跨壁压P。使用关系v＝l/tt，其中l是传感器之间的间距，并且tt是传导时间，可以推导出跨壁压P与传导时间tt之间的如下关系：

如方程5中所表达的，跨壁压P与传导时间tt之间的关系不包括与动脉的面积相关的横截面面积A或参数A_o。

另外，跨壁压P可以根据如下方程与反压P_c相关：

P＝MAP-P_c>

在方程6中，MAP表示在没有任何所施加的反压的情况下的平均动脉压力。MAP可以利用本领域已知的各种无创设备来确定或者可以被视为另外的未知参数。

将方程6插入到方程5中可以得到如下方程：

可以选择方程7作为建立传导时间tt(即，所测量的参数)与所施加的反压P_c(即，已知输入)的关系的模型。虽然在方程7中间距l和MAP可以是变量，但间距l可以是从进行测量的装置的设置中事先已知的(即，两个传感器之间的间距)。另外，可以从其它技术中推导出MAP。此外，如密度ρ之类的变量也可以是事先已知的(例如，大约1060kg/m³的值可以用作为平均密度ρ)。以此方式，提供传导时间tt和对应的反压P_c的数据集可以使得能够确定一个未知参数P_o。如果选择方程7作为将在拟合过程之后使用的模型，可以估计未知参数P_o并用于确定根据各个实施例所估计的PWV。

方程7中列举的模型反映了对动脉的生理力学的物理理解，并且因此可以很好地拟合到各种数据集。方程7中所列举的模型基于预先确定的动脉中呈指数的应力-应变关系(例如，方程2)。替代地，双线性应力-应变关系可以用于推导出建立所测量的参数与所施加的反压的关系的稍微不同的模型。方程7的该替代版本、上面所给出的方程7的版本、以及其它模型可以是预先确定的模型集(其可以用于根据各个实施例估计至少一个参数并确定所估计的PWV)的一部分。

在各个实施例中，经验模型可以用作为预先确定的模型集的一部分。虽然经验模型可能不会紧密地基于动脉中发生的生理过程，但在某些情况下，经验模型可以是基于所收集和所使用的数据集的最佳拟合或另外优选的模型。另一个模型可以主要或者纯粹基于从对象的测量中推导出的数据点。例如，数据点的图形映射可以转换成方程，该方程可以适合作为用于确定未知参数的模型。

下面的方程8和9是适合于说明从测量中收集到的数据模式并且因此适合于估计未知参数的其它模型的例子。

tt＝a+bP_c+c(P_c)²>

在方程8和方程9中，虽然传导时间tt和反压Pc是熟悉的变量，但变量K1、K2、a、b和c是可以确定的其它未知参数。根据本文的各个实施例，可以开发额外的方程并用作为适当的模型。

各个实施例在选择模型中估计一个或多个未知参数，但是可以基于数据拟合过程来选择模型。数据拟合过程可以使用用于确定特定模型拟合到可用数据集的程度的技术。以此方式，数据拟合过程可以确定最佳拟合模型作为最佳地预测数据集中的值的模型。再次参考图7，数据集{tt,P_c}提供了传导时间tt和对应的反压P_c的值。使用这些值，预先确定的模型集(例如，上面所讨论的示例性模型)可以用于确定提供最佳拟合的模型。以此方式，提供到数据集的最佳拟合的模型可以被选择用于估计未知参数。

拟合过程可以使用一个或多个拟合技术，例如最小二乘、加权最小二乘(例如，加权与反压成比例的拟合)、迭代比例拟合、矩阵排序、回归分析、或者微分或偏微分方程的解。另外，所确定的模型集可能不完全拟合数据集。因此，虽然可以使用最佳拟合模型，但是另外地可以例如通过加权来进一步增强最佳拟合模型。例如，在反压序列之中，较高的反压的权重可以大于较低的反压，以找到更佳的拟合模型。

替代的数据拟合过程可以考虑一组未知参数。例如，在根据方程7的模型中，如间距l或MAP之类的变量可能不会事先已知(即，在进行测量时它们的值未知或者可能未精确地估计)。因此，根据各个实施例，可以使用通过数据拟合技术所选择的模型来估计这些另外的未知参数。当数据集中数据点的数量超过拟合参数的数量时，可以更准确地拟合数据模型。

通过拟合过程，可以计算选择模型中的未知参数。例如，考虑如下场景，其在该场景中，基于最佳拟合，从预先确定的模型集中选择方程7作为模型。另外，与未知参数Po相对，在事先知道所有已知变量的值的情况下，来自数据集{tt,P_c}的值可以用于估计未知参数P_o的值。

一旦估计了未知参数P_o的值，就可以再一次使用选择模型。然而，这时可以使用所估计的未知参数P_o和针对反压P_c的值的零值。针对反压P_c使用零值可以反映在未向对象的动脉施加反压时的状况。以此方式，方程7可以如下改写以反映反压P_c的零值：

在确定了先前未知的参数P_o的值的情况下，方程10可以用于确定与未向对象施加外部反压相关联的所估计的传导时间tt。另外，知道了间距l并用该间距l除以所估计的传导时间可以提供与未向对象施加反压相关联的所估计的PWV。例如针对零反压所估计的PWV可以与在零反压处直接测量的PWV不同。然而，根据各个实施例所估计的PWV可以提供对局部PWV的更可靠的确定，与直接使用常规方法的局部PWV更小的不确定性相关联。

图8根据各个实施例，示出了用于确定对象的动脉中所估计的PWV的方法800。可以由压力设备(例如，100、200、400、500、600)、一个或多个传感器(例如，110、112、211、213、410、510)和控制单元(例如，120、220、420、520)或者其它计算设备来执行方法800的操作。

参考图1-图8，在框810中，压力设备(例如，100、200、400、500、600)可以在对象上的设定位置处施加反压。用作为束紧带的特定压力设备(例如，充气袖带)可以限制设定位置可以在对象上位于何处。否则，设定位置可以针对多个不同的反压施加保持在对象上的一个地方。由压力设备施加的反压的值可以存储在存储器(例如，存储器122)中。

在框820中，传感器(例如，110、112、211、213、410、510)可以测量与PWV相关的一个或多个可测量参数(即，第一参数)。在各个实施例中，所测量的参数是脉搏传导时间。然而，根据各个实施例，可以替代地或另外地测量其它参数。所测量的参数可以基于与沿着动脉分隔开距离l的两个位置处的扩张脉搏(动脉扩张)或流动脉搏(血液流动速度变化)相关的记录数量。从一次出现到下一次的时间可以定义传导时间tt。设备可以通过使用各种原理中的一个或多个原理(例如生物电阻抗(例如，阻抗容积描记)、光学测量(例如，光学吸收/散射，诸如光电容积描记)、超声波、以及核磁共振)来测量扩张。类似地，可以利用使用各种原理中的一个或多个原理(例如，超声波、生物电阻抗(例如，利用对流动敏感的检测技术)和/或光学测量(例如，光学差分多普勒或传导时间))的设备来测量流动脉搏。另外，可以应用其它方法，其基于利用多普勒效应的传播电磁辐射(例如，微波)，或者核磁共振的衍生物也可以测量流动。由传感器测量的值可以存储在存储器(例如，存储器122)中。

在判定框830中，控制单元(例如，120、220、420、520)可以确定是否需要对参数的额外测量来确定所估计的PWV。每次测量收集可以用于确定未知参数并且最终确定所估计的PWV的数据点。收集的数据点越多，越可能确定对PWV的准确估计。然而，如果每次施加反压和对应的测量花费太长时间，则所测量的对象对于众多的测量可能不会有无限的耐心。因此，所使用的测量次数会是有限的并且被设定为预先确定的最小值。以此方式，处理器可以对其中存储压力值和传感器测量的存储器进行存取，以确定是否已经收集了足够数量的数据点。响应于确定需要对参数的额外测量(即，判定框830＝“是”)，在框835中控制单元可以触发反压的变化，之后是在框810中施加经变化的反压。响应于确定不需要对参数的额外测量(即，判定框830＝“否”)，在框840中控制单元可以选择模型(例如，方程7)，该模型可以在框850中用于估计未知参数。

在框840中，控制单元可以从一组模型中选择模型。对模型的选择可以基于最佳拟合或其它考虑因素。例如，拟合过程可以用于对模型的选择，其中拟合过程可以包括简单的最小二乘拟合或者包括对值的加权(其中加权与相应所施加的外部反压成比例)的拟合。另外，可以使用其它的拟合技术，例如，最小二乘、加权最小二乘(例如，加权与反压成比例的拟合)、迭代比例拟合、矩阵排序、回归分析、或者微分或偏微分方程的解。可以从预先确定的动脉的应力-应变关系、Bramwell-Hill方程、指数模型、双线性模型和/或其它中选择模型。

在框850中，控制单元可以在所选择的模型中估计一个或多个未知参数，其中所选择的模型建立参数与反压的关系。使用在框840中所选择的模型，在模型中可以使用所测量的参数和对应的反压，以确定未知参数的值。每个数据点可以对应于不同的未知参数值，但是均值、中值或者模式值可以用作为所估计的未知参数的值。

在框860中，控制单元可以基于所估计的未知参数来确定所估计的PWV。一旦确定了所估计的PWV，控制单元就可以提供输出，例如用于使用已知的转换技术来提供压力读数、测试、诊断或其它用途。输出可以指示所估计的PWV并且可以使用在用于确定所估计的PWV的模型中未施加的外部反压来确定。输出可以记录在医疗记录中并提供给对象、医疗从业者、技术人员或其它实体。在框860中确定所估计的PWV之后，控制单元可以重复方法800的操作，发起压力设备以便再一次在框810中施加反压。可选地，在框810中施加之前反压可以改变。

提供前述的方法描述和过程流程图仅作为说明性的例子，并非旨在要求或暗示必须用所给出的次序来执行各个实施例的步骤。如本领域技术人员将意识到的，可以用一种以上的次序来执行前述实施例中的步骤的次序。诸如“此后”、“然后”、“接下来”之类的词语并非旨在对步骤的次序进行限制；这些词语仅用于引导读者贯穿对方法的描述。此外，以单数形式对权利要求要素的任何引用，例如使用冠词“一”、“一个”或“所述”不应解释为将要素限制为单数。

例如，虽然本文使用术语“第一”和“第二”来描述与脉搏波速度或其它要素相关的参数，但这些标识符仅是出于方便的目的，并非意在将各个实施例限制于特定的次序、序列、网络类型或载波。

结合本文所公开的实施例所描述的各种说明性的逻辑框、模块、电路和算法步骤可以实现为电子硬件、计算机软件或者二者的组合。为了清楚地说明硬件和软件的这种可互换性，上面已经对各种说明性的组件、框、模块、电路和步骤围绕其功能进行了一般性描述。至于这种功能是实现为硬件还是软件，这取决于特定的应用和施加在整体系统上的设计约束。技术人员可以针对每个特定应用以不同的方式来实现所描述的功能，但是这种实现决策不应当解释为致使偏离本发明的范围。

利用被设计为执行本文所描述的功能的通用处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或者其它可编程逻辑器件、分立门或晶体管逻辑器件、分立硬件组件或者其任意组合，可以实现或执行用于实现结合本文公开的各方面所描述的各种说明性的逻辑单元、逻辑框、模块和电路的硬件。通用处理器可以是微处理器，但在替代方案中，该处理器可以是任何常规的处理器、控制器、微控制器或状态机。处理器还可以实现为计算设备的组合，例如，DSP和微处理器的组合、多个微处理器、一个或多个微处理器与DSP内核的结合，或者任何其它此种配置。替代地，可以由特定于给定功能的电路来执行一些步骤或方法。

在一个或多个实施例中，所描述的功能可以在硬件、软件、固件或其任意组合中实现。如果在软件中实现，则所述功能可以作为一条或多条指令或代码存储在非暂时性计算机可读介质或者非暂时性处理器可读介质上。本文所公开的方法或算法的步骤可以体现在处理器可执行软件模块中，该处理器可执行软件模块可以驻留在非暂时性计算机可读或处理器可读存储介质上。非暂时性计算机可读或处理器可读存储介质可以是可以由计算机或处理器存取的任何存储介质。通过举例而非限制性的方式，这种非暂时性计算机可读或处理器可读介质可以包括RAM、ROM、EEPROM、FLASH存储器、CD-ROM或其它光盘存储、磁盘存储或其它磁存储设备，或者可用于存储具有指令或数据结构形式的期望的程序代码并且可以由计算机存取的任何其它介质。如本文所使用的，磁盘(disk)和光盘(disc)包括压缩光盘(CD)、激光光盘、光盘、数字多功能光盘(DVD)、软盘和蓝光光盘，其中磁盘通常磁性地复制数据，而光盘利用激光来光学地复制数据。上面各项的组合也包括在非暂时性计算机可读和处理器可读介质的范围内。另外，方法或算法的操作可以作为代码和/或指令的一个或任意组合或集合驻留在可以被并入计算机程序产品中的非暂时性处理器可读介质和/或计算机可读介质上。

提供对所公开的实施例的以上描述是为了使得本领域任何技术人员能够实施或使用本发明。对这些实施例的各种修改对于本领域技术人员来说将是显而易见的，并且在不偏离本发明的精神或范围的情况下，本文所定义的总体原理可以应用于其它实施例。因此，本发明并非旨在受限于本文所示出的实施例，而是旨在被给予与上面的权利要求以及本文所公开的原理和新颖性特征相一致的最广的范围。