，以便近端传感器在远端传感器之前启动。该程序提供 了第一质量控制。有利的是，具有相等特点的第三电容式压力传感器P3用来测量环境压力 信号。从源自动脉传感器P1，P2的信号中减去源自环境压力传感器P3的信号，以补偿由测量 点高度变化(即，体位改变，测量点位置相对于心脏的变化)和大气压力改变引起的变化。该 信号可以在数厘米的分辨率的情况下，产生高度改变，并且因此测量动脉压力传感器的垂 直位置的改变。例如，如果环境压力突然升高或减小（即，在上肢运动期间、爬楼梯期间、或 开门或关门期间），这立即在动脉传感器读数和脉搏波的幅度中得以反映。
[0027]利用本发明的实施例，信噪比可以连续被最大化。例如，除了 PWV明显减慢之外，抬 高手部高于头部还导致脉搏波的幅度大大降低。这使得难以可靠地检测到用于精确PWV计 算所需的波的关键相位（即，脉搏波的波足相位(foot-phase))。本发明的主要兴趣之一是 得到全身动脉压力，其在手腕处的压力读数是近似值。由于除了初始校准程序(见下文，得 出从心脏水平到手腕区域的距离)之外，可以使得在患者运动期间连续检测测量点高度改 变并且相应地补偿读数，所以第三传感器P3读数还可以用来推断全身压力。它还可以用来 建模高度的迅速改变(即，垂下和倒下）。
[0028]另外，根据实施例，作为示例，手部运动和其它高度改变（即，垂下和倒下）可以附 加地或独立地通过加速度计(诸如3D MEMS加速度计)进行检测，该加速度计可以被配置成 能够检测上肢运动并且提供指示作为示例的行走、站立、端坐和仰卧的信号。
[0029]如图3中所描述的方法B。
[0030]从理论上讲，在减去环境压力值之后，动脉压力传感器可以提供动脉压力值，至少 在用后续校准程序(见下文)校准和进行算法的单独拟合的时候。然而，这在很大地取决于 其中传感器对动脉压缩的压力（即，安装压力）。由于这难以标准化，所以这些读数作为绝对 值被认为不是可靠的，但可以用于在给定安装压力保持恒定的情况下，检测动脉压力的显 著相对改变。该方法利用P1或P2、以及传感器P3。可以在传感器(P1/P2)中仅一个正常工作 的情况下得出值，并且提供可以检测血压的显著相对改变的备用测量方法
[0031] 基线校准程序
[0032] 环境压力传感器用于基线校准。应当执行血压测量，以使测量点停留在距离心脏 恒定距离处。因为大气压力是高度的函数，所以环境压力传感器可以在几厘米的分辨率的 情况下得出垂直位移或高度相对于海平面的改变。因此，该系统自动对不同的测量条件进 行校准，而不管高度。这提供了第二质量控制(C2)。为了将相对测量转换成绝对测量，执行 患者特定校准程序，以使当仰卧时，上肢以相对于水平面90°的角度平直抬高。根据示例性 实施例可以通过加速度计(例如，3D MEMS加速度计)监测该程序，并且当实现90°的角度时， 执行PWV计算算法。使用等式（1 )，其中Ah是高度改变，P是这被认为是恒定的血液浓度，并 且g是所计算的流体静压(八?^_^1。)的绝对改变的重力常数：
[0033] A Phydrostatic = A hpg ( 1 )
[0034] 使用该等式，来自动脉传感器的压力值可以被校准为绝对值。这提供了第三质量 控制(C3)。该程序还得出从身体到手腕的近似距离Ah以用于连续自动校准序列。在这种背 景下，环境温度的改变被认为是不显著的。为了得出另一个，动脉压力的潜在更可靠的测 量，得到两个其它参数。通过数学算法计算脉搏波从近端传感器传播到远端传感器(pl，p2) 所需要的时间（即，脉搏传送时间，PTT)，该数学算法跟踪已知对脉搏波的反射不敏感的脉 搏波的波足(f 〇〇 t)处的特定点。结果是脉搏波速度(PWV)和PTT。已经示出PWV和PTT的变化 以很好地与全身动脉压力的变化相关。然而，人际相关较弱。信号处理算法可以集成在部件 本身的信号处理单元中或位于远程后端系统中。
[0035] 首先，通过利用Moens-Korteweg等式（2)得到绝对压力值，其中，t是动脉壁的厚 度，d是动脉的直径，p是这被认为是恒定的血液浓度，并且E是反映动脉壁弹性的杨氏模量。 当PWV已知时，该等式还可以用来得到与未来心血管事件的概率相关联的参数E:
[0036]
憐
[0037]杨氏模量E不是恒定的，而是随压力而变化。E对压力的依赖性由等式(3)示出，其 中，Eo是零压力模量，a是血管常数（实验性地验证aiO.OnmmHg^1)，？是压力，e是欧拉数 (2.71828---)：
[0038]
(3)
[0039] 当等式(2)代入(3)时，得出等式(4)，该等式(4)描述了PWV与P和零压力弹性Eo的 关联性。
[0040]
[0041] 从该等式中，可以得出P:
[0042]
《5》
[0043] 特别重要的是，当压力P已知时，从该等式Eo或随后的E还可以得出描述零压力弹 性或杨氏模量E与PWV的关联性，或者通过外部测量设备或通过先前描述的方法(A)得到，其 至少当在可以在恒定安装压力条件(Eo = PWV2pd/[teaP]或者E = PWV2pd/t)下执行测量时，在 足够的准确度的情况下利用。这些参数可以用在预测未来心血管事件或用在监测治疗响
应。
[0044]
[0045]
[0046]
[0047]
[0048][0049] 特别重要的是，当P和PWV已知时，从等式(10)中可以容易地得出a。
[0050]
[0051 ]
[0052]从等式（12)中我们可以看出，假设获得了常数K，则很容易得到压力。在校准程序 期间，等式（1)成立，并且由于Ah直接从环境压力传感器获得(或来自加速度计数据，如本 文献中别处所公开的），所以APhydrost#。的绝对值是已知的：
[0053]
(1)
[0054]在校准程序期间，当上肢抬高时，流体静压改变。将等式(1)代入等式(12)得出：
[0055] (13)
[0056] (14^
[0057]因此，在校准程序期间，可以获得患者特定和测量特定常数K。最佳程序是首先在 校准程序期间使用等式（14)确定K，然后在压力P作为PWV的函数的情况下，将K代入等式 (⑵。
[0058]
[0059] 上肢位置相对于身体的改变导致流体静压变化。由于环境压力传感器P3连续报告 高度改变，所以这些改变可以很容易地加以补偿。由于没有身体参考高度传感器，所以当系 统在恒定高度下使用时，仅应用这些考虑。因此，该系统可以被构建，以使等式（15)用校正 上肢位置相对于心脏的变化的流体静压项(八?^_^ 1。_。311^*1。")代替。根据在基线校准期 间所确定的高度相对于默认设置点的改变，该项是正或负：
[0060] ：16)
[0061] 可替代地或作为补充函数，可以利用两个加速度计来实现得出Ah和A ?11_。_^。_。^版^。11并随后得出八?1￥。#^^。11的基线校准程序。根据实施例，即使在没有压 力传感器P3的情况下，这也可以实施。当这两个加速度计中的三个3D加速度计轴线之一位 于垂直于腕带并且平行于上肢的轴线时，因此能够沿着上肢的轴线在距离n(近端加速度 计)和r2 (远端加速度计)处测量离心或径向加速度ai和a2。
[0062] 在以下等式中，所指定的两个测量位置处的径向加速度如下，其中，c〇是角速度：
[0063]
(17)
[0064] 两个加速度计之间的加速度差是：
[0065]
(18)
[0066] 随后，令D为两个加速度计之间的固定距离(D = r2_ri):
[0067]
(19)
[0068]其得出上肢的角速度：
[0069]
(20)
[0070] 然后可以计算出当直立站立或端坐（即，严格水平)时上肢相对于患者的垂直轴线 弯曲90°的角度时等于Ah的腕带的中心处的半径r=(r2+ri)/2。可以计算出在上肢的严格 水平摆动期间腕带中心处的离