本发明涉及用于计算血液动力学的血压(computinghemodynamicbloodpressure)的多种装置及多种方法，在一些实施例中使用多种光学传感器。高血压(hypertension)是对于冠心病(coronaryheartdiseases)、肾功能衰竭(renalfailure)、中风(stroke)及其他各种疾病的一主要风险指标，也是对于死亡率的主要全球风险。血压测量对于管理由高血压或突发性中风(suddenstroke)引起的风险至关重要。高血压是一种正在蔓延的全球性疾病。多年来，高血压的发病率一直在上升。今天，高血压是对于死亡率的主要全球风险因素，并且引起全球约13％的死亡。高的血压水平与外周动脉疾病(peripheralarterydiseases)、肾虚(renaldeficiency)、视网膜出血(retinalhemorrhage)及视力障碍(visualimpairment)有关。观察性流行病学研究(observationalepidemiologicalstudies)显示血压与血管死亡率相互依存，因此所谓的“高血压前期(prehypertension)”的范围近年来也被探讨。这种“高血压前期”的范围，即收缩期的血压为120至139毫米汞柱(mmhg)，舒张期的血压为80至89毫米汞柱，在世界人口中相当频繁，也可能导致冠心病及心血管疾病。因此，诸多血压测量结果可能成为各种疾病的风险指标，并可能推迟或甚至预防这些疾病。今天，测量的常用技术是所谓的示波技术(oscillometrictechnique)，由于它的方便性及可用性。频繁的家庭血压测量可以比偶尔的临床监测更好地预见病态事件，并且还可以忽略“白衣效应(whitecoateffect)”，这是一种医生在场时血压升高的一种已知现象。技术实现要素：本发明的一个方面是一种用于通过血液动力学机制测量在一哺乳动物的受试者的一个或多个身体位置处的血管中的血压的装置，所述哺乳动物的受试者具有一组织，所述装置包括：一光源，用于对在考量中的所述组织处照射光；至少三传感器，包括至少三光学性传感器的一阵列，用于接收穿越所述组织及/或被所述组织反射的光，并且用于获取一随时间的信号，其中由所述多个传感器的所述阵列获取的所述信号包括对至少二光波长的每像素信息的时间性，所述信号对应在所述受试者的一血管内随时间的一血流量；硬件及软件，用于支援所述至少三传感器，并且用于将在所述至少三传感器中的至少一个信号是模拟信号的情况转换成一数字信号；所述硬件及软件还包括一处理单元，所述处理单元被配置成接收所述信号及通过使用对于所述至少二光波长的所述每像素信息的时间性生成一连续动态血压读数，以从所述血流量产生多个心率信号；并且通过对所述信号应用一改良的韦德克瑟尔模型，使得所述血压还取决于一随时间的空间时间性的压阻函数，其中所述随时间的空间时间性的压阻函数取决于所述随时间的血流量的一身体位置，并且其中所述压阻函数表示：在一给定的身体位置及在一给定的时间的所述血管的(i)弹性，(ii)硬度或(iii)弹性及硬度。在一些实施例中，所述光源被配置成照射光，所述光波长具有以下所述多个范围中的任何一个：0.3微米至0.7微米的可视光范围、0.7微米至5微米的近红外光范围、5微米到40微米的中红外光范围及40微米到350微米的远红外光范围。在一些实施例中，所述处理单元被配置成通过平均化所述每给定的时间阵列的所述每像素信息以生成所述多个心率信号。在一些实施例中，所述处理单元被配置成使用下列所述形式的一阻力方程式(21)判定所述血液动力学的血压测量结果：其中td＞0，α及r0是两个常数，并且n＝0，1，2，3，4...。在一些实施例中，当所述随时间的信号被获取时，所述至少三光学传感器的所述阵列及/或一个或多个附加传感器被配置成还获取下述数据的至少一个，并且所述处理单元被配置成还接收及处理下述数据中的至少一个，用于增加一血压读数的准确度：(a)使用一光学传感器的局部组织灌注量，(b)使用一光学传感器或一温度计的局部组织温度，(c)使用至少一光学传感器或超声波传感器的在所述身体位置x0中的所述血液组织的体积及密度。在一些实施例中，在所述随时间的信号被获取时，至少三光学传感器的所述阵列及/或一个或多个附加传感器被配置成还获取下述数据中的至少两个，并且所述处理单元被配置成还接收及处理下述数据中的至少两个，用于增加一血压读数的准确度：(a)使用一光学传感器的局部组织灌注量，(b)使用一光学传感器或温度计的局部组织温度，(c)使用至少一光学传感器或超声波传感器的在所述身体位置x0中的血液组织的体积及密度。在一些实施例中，当所述随时间的信号被获取时，至少三光学传感器及/或一个或多个附加传感器的所述阵列被配置为还获取下述数据中的全部，并且所述处理单元被配置为还接收及处理下述数据中的全部，用于增加一血压读数的准确度：(a)使用一光学传感器的局部组织灌注量，(b)使用一光学传感器或温度计的局部组织温度，及(c)使用至少一光学传感器或超声波传感器的在所述身体位置x0中的血液组织的体积及密度。在一些实施例中，所述处理单元被配置成提供在所述哺乳动物的受试者的一特定身体位置x0处的所述血压，其中所述压力阻力函数是一空间时间性函数，所述空间时间性函数测量在所述特定身体位置x0处的所述血管随时间的所述阻力或弹性。在一些实施例中，所述装置还包括一超声波构件，所述超声波构件被配置成发射及接收在所述局部位置x0处的所述血管组织的多个超声波，并且被配置成生成一个或多个信号对应于：(a)在所述特定身体部位处的所述组织的所述体积及/或密度，(b)在所述组织中所述血流量的一体积速度，其中所述处理单元被配置成接收来自所述超声波构件的输出，通过估计一初始血压读数，以增加一血压读数的一准确度。在一些实施例中，所述处理单元被配置成使用对于所述至少二光波长的所述每像素信息的时间性以生成下述数据中的至少一个：(i)用于所述至少二光波长中的每一个波长的多个光强度时间直方图，及(ii)平均化所述每给定的时间的阵列的所述每像素信息。在一些实施例中，所述处理单元被配置成使用对于所述至少二光波长的所述每像素信息的时间性以产生对于所述至少二光波长中的每一个波长的多个光强度时间直方图。在一些实施例中，所述处理单元被配置成将代数运算应用到对于所述至少二光波长的所述每像素信息的时间性。本发明的另一方面是一种用于通过血液动力学机制测量在一哺乳动物的受试者的一个或多个身体位置处的血管中的血压的方法，所述哺乳动物的受试者具有一组织，其特征在于：所述方法包括：使用一光源，在考量中的所述组织处照射光；提供至少三传感器，包括至少三光学性传感器的一阵列，用于接收穿越所述组织及/或被所述组织反射的光，并且用于获取一随时间的信号，其中由所述多个传感器的所述阵列获取的所述信号包括对至少二光波长的每像素信息的时间性，所述信号对应在所述受试者的一血管内随时间的一血流量；提供硬件及软件，用于支援所述至少三传感器，并且用于将在所述至少三传感器中的至少一个信号是模拟信号的情况转换成一数字信号；及提供一处理单元，所述处理单元被配置成接收所述信号及通过使用对于所述至少二光波长的所述每像素信息的时间性生成一连续动态血压读数，以从所述血流量产生多个心率信号；并且通过对所述信号应用一改良的韦德克瑟尔模型，使得所述血压还取决于一随时间的空间时间性的压力阻力函数，其中所述随时间的空间时间性的压力阻力函数取决于所述随时间的血流量的一身体位置，并且其中所述压力阻力函数表示：在一给定的身体位置及在一给定的时间的所述血管的(i)弹性，(ii)硬度或(iii)弹性及硬度。参照相关的附图、说明书及权利要求，将更好地理解本发明的这些及其他特征、方面及优点。附图说明各种实施例在此仅通过举例的方式参照附图被描述，其中：图1a是示出根据本发明的一个实施例的伴随其他生物参数(otherbioparameters)测量血压的一装置的一透视图的一照片。图1b是根据本发明的一个实施例在左侧示出的图1a的所述装置中被使用的一医疗子系统及在右侧示出的图1a的所述装置中被使用的一控制子系统的一高级示意性框图；图2是根据本发明的一个实施例的从侧面示出如图1a中的一装置内部的一截面图；图3a是根据本发明的一个实施例的使用一方法、系统或装置利用从一物体反射的光的光流示意图；图3b是根据本发明的一个实施例的使用一方法、系统或装置利用穿越一物体的光的光流示意图；图4是根据本发明的一个实施例示出光的三个波长(r、g、b)中的每一个的量子效率的一彩色图像传感器光谱效率图；图5a是根据本发明的一个实施例的图4的三个波长的一直方图；图5b是根据本发明的一个实施例的图4但显示与图5a相比的一更窄的动态范围的三个波长的一直方图；图6示出根据用本发明的一个实施例的在一装置上的一受试者血压的一装置的示出屏，其中ts是所述收缩期的血压的一归一化起始点(normalizedstartingpoint)，td表示最大局部收缩期，te是所述收缩期的所述最终归一化终点(finalnormalizedendpoint)；图7是根据本发明一个实施例在所述方法、系统及装置中被使用的一反馈机制的一示意图；图8示出根据本发明的一个实施例在两项独立研究中的患者的收缩血压及舒张血压以图表形式的一比较结果，其中一项独立研究在mm医疗中心(mmmedicalcenter)进行，另一项独立研究在卡梅尔与林医疗中心(carmel&linmedicalcenters)进行；图9示出根据本发明的一个实施例的所述装置的一显示器屏幕示出一周边脉搏波形并且在上方示出几个血液动力学参数，包括测量的脉搏、血压及血氧饱和度(spo2)；图10示出根据本发明的一个实施例的所述装置的一显示器屏幕示出被计算的归一化为零的p(t)压力波形；图11示出根据本发明的一个实施例的来自一血压p(t)波形的收缩期的及舒张期的振幅的三个不同测量结果的一显示器屏幕；图12示出根据本发明的一个实施例的由多个噪声输入信号产生的三种不同类型的噪声压力波形p(t)的一显示器屏幕；图13a示出根据本发明的一个实施例的由舒张压流量产生的一正常时间性彩色直方图(normaltemporalcolorhistogram)；图13b示出根据本发明的一个实施例的由于收缩压升高引起的体积增大的一时间性彩色直方图；图13c示出根据本发明的一个实施例的在收缩压的最左边的直方图(与蓝色相关)中具有一循环的且相对高的爆发量(burst)的一时间性彩色直方图；及图14是根据本发明的一个实施例的一方法的一流程图。具体实施方式以下的详细描述是实施本发明的多个当前最佳的被预期的模式。因为本发明的范围所述所附权利要求书作最好地限定，本说明书不应被认为是限制性的，而仅仅是为了说明本发明的一般原理的目的。本发明总体上提供一种基于所述血色扩散的实时彩色摄影用以监测血压的一装置及方法。这提供一种新的血流动力学的光学方法及装置/系统，使用所述皮肤组织的所述时间性彩色分布图像用于非侵入性地(noninvasively)测量血压。申请人的第一个原型是一相机，所述相机通过使用彩色视频流(colorvideostream)拍摄脸部彩色分布情况。来自患者组织的反射光提供关于人类生理及情绪状况的丰富信息。根据本发明的一个实施例，所述装置被配置成从所述微血管血液动力学(capillaryhemodynamics)测量内部动脉血压。在一个实施例中，所述装置对外部光线而言是被密封的。所述装置辐射不同波长的光穿越(在一个实施例中)手指微血管组织(fingercapillarytissue)，然后将光投射到彩色图像传感器上。所述图像然后通过专用dsp算法以计算各种生物参数(bioparameters)被分析，然后被显示在所述屏幕上。本发明是一种非侵入性血液动力学方法、系统及装置，用于通过使用穿越在考量中的所述组织的一组光例如单色光产生的彩色成像而计算血压。申请人已经发现，所述压力流量的变化可以根据时间性彩色直方图的高度变化及附加的时间性体积信息(additionaltemporalvolumeinformation)被判定。所述韦德克瑟尔(windkessel)模型的所述分析解法提供有关阻力函数的附加信息。这项新技术作为申请人的新装置tensortip的一部分而被进行临床评估。临床评估及所述新的方法及装置成功地满足iso81060-2认可的标准要求。tensortip的装置、方法及系统在临床试验中表现良好，既用于标准血压测量，也用于经历心脏手术后血压改变的多个个体。与现有技术的血压测量方法相反的是，本发明的装置及方法既非侵入性地测量血压也不必抽空气，这些是不太方便的。仅仅通过将手指插入相对较小的且在一些实施例中为便携式的装置中测量血压的附加性便利性在于：具有优于一些现有技术方法的优点，因为它允许受试者同时做其他事情。与现有技术进一步形成对比的是，本发明的装置、系统及方法在某些实施例中连续且动态地测量血压。在一些实施例中，所述装置也是小的、重量轻的及便携的。此外，在多个优选实施例中，所述装置旨在用于家庭环境以及医疗诊所，作为测量血压的附加方法或者作为测量血压的主要方法。如图1a所示，所谓tensortip装置包括一数字信号处理器(digitalsignalprocessor，dsp)医疗与多个控制子系统，如图1b所示。在某些实施例中，所述医疗子系统包含一彩色图像传感器、光源例如led及一数字信号处理器(dsp)，所述数字信号处理器负责所述图像采集、所述图像处理、所述照明自检(self-test)及所述临床参数的数值的所述提取。在一个特定实施例中，所述控制子系统包含四触摸按钮、一显示器、一音频扬声器及一微控制器单元(mcu)，所述微控制器单元负责所述用户界面、所述过程管理、所述内部存储器及所述装置的电源管理。在某些实施例中，所述装置还包括一温度计，用于测量组织的局部温度，例如来自手指或耳垂的组织，被用于组织的一身体部位的多个示例是光从中反射。在某些实施例中，本发明的装置进一步包括一超声波装置，所述超声波装置被配置成在所述组织处发射及/或接收多个超声波并且生成一个或多个信号对应于(a)所述组织处的所述指尖或其他身体部位的体积及/或密度(b)所述流量。在一个实施例中，所述流量是所述光反射/穿越的所述组织中的血流量(bloodflow)的所述体积速度(volumevelocity)。与现有已知的大多数使用单阻力功能韦德克瑟尔(windkessel)模型的现有技术模型进一步形成对比的是，本装置、方法及系统利用一扩展模型，考量多个更复杂的考量因素。具体而言，在本发明的一些实施例中，所述处理单元被配置成从至少一传感器接收至少一信号并且通过对所述至少一信号应用改良的韦德克瑟尔(windkessel)模型以生成一连续动态血压读数(continuousdynamicbloodpressurereading)，使得所述血液压力还取决于一随时间的压力阻力函数，而不是取决于一恒定的阻力，其中所述随时间的压力阻力函数取决于所述随时间的流体的一身体位置，并且其中所述压力阻力函数是在一给定的身体位置及在一给定的时间的所述血管的一弹性的一测量结果(measure)。本发明在一些实施例中使用一彩色阵列传感器(colorarraysensor)，所述彩色阵列传感器使得使用穿越所述物体的光能够提供更丰富的信息。与用于测量血压的现有技术装置及方法相反的是，本发明的装置及方法使用简单并且不需要任何空气泵送(airpumping)。与现有技术的装置相反的是，本发明的装置在一些实施例中使用一彩色阵列传感器，由于标准脉搏血氧计通常使用两个离散的二极管传感器及光源，与标准脉搏血氧测量相比，本发明的装置允许提供更丰富的信息，例如两个单色光源。本发明的装置在一些实施例中动态地、连续地及方便地以实际方式测量家中患者的血压，及/或不需要医生、护士、技术人员或其他医疗护理人员的帮助。参照附图及所附描述可更好地理解用于计算光学性血液动力学血压的方法及装置的原理及操作过程。图1a示出根据一个实施例的所谓tensortip装置10。图1b是描述根据本发明的一个实施例的所述装置的所述软件角色(softwareroles)及多个接口(interfaces)的功能说明。所述装置10使用血流动力学的方式测量血压，这与本领域其他仪器测量血压的方式不同。血流动力学用于许多医学领域，大多数是在一外科手术过程或事后的期间，其中所述血压通过一在线动脉管(in-linearterialtube)被测量。如从图2的截面图所看到的是，在一个实施例中，所述装置10包括一手指隔间(fingercompartment)12，用于接收一受试者的手指(在其他实施例中，所述隔间被配置成接收所述受试者的一耳垂)；至少一光源16，在一些实施例中，为在可见光谱到ir光谱(～600纳米(nm)到～1000纳米)中的至少一单色光源(例如：一个或在其他实施例中为两个或三个或四个单色光源)，例如：四个这样的光源；及一光学传感器，诸如一彩色图像传感器20a。所述装置10产生一无损流的视频信号(losslessstreamofvideosignal)，例如：彩色视频信号，并且将所述图像缓冲内存(imagebuffermemory)及所述专用的dsp处理器(dedicateddspprocessor)用于内部的计算过程。在一个实施例中，所述装置10结合包括算法的系统、方法及/或装置，用于所述生物标记计算(biomarkerscomputation)，所述生物标记计算如在发布给申请人的美国专利号8335550及8792948中所述内容。如从图2中看到的是，装置10还可以包括一温度计(thermometer)20c及一超声波传感器(ultrasoundsensor)20b。如图3a及图3b所示，所述光源16与光学传感器20a的所述阵列之间的关系可以用两种方式中的一种被实现，所述光学传感器20a的所述阵列可以包括一彩色图像传感器20a。图3a示出入射光从一物体诸如一手指被反射，并且图3b示出穿越所述物体的入射光。第一种方式如图3a所示，这是申请人的第一个原型，基于从一组织被反射到所述传感器20例如图像传感器20a上的环境光，并且所述组织可以是所述受试者的皮肤组织或者例如在内窥镜摄影(endoscopicphotography)期间的内部组织。相比之下，在图3b中，一实时光学传感器(realtimeopticalsensor)20a可以是一彩色图像传感器20a，所述实时光学传感器20a使用穿越所述组织诸如指尖或耳垂的光提供在空间时间性色彩域(spatial-temporal-colordomain)上的组织色素沉着(tissuepigmentation)的分析能力。在一实施例中，本发明的所述光学传感器20a使用一彩色阵列传感器，由于一标准脉搏血氧仪(standardpulseoximeter)通常使用两个分离的二极管传感器及光源，例如：两个单色光源，所以与所述标准脉搏血氧仪相比，所述彩色阵列传感器允许更丰富的信息被提供。图像传感器20：本发明的申请人的方法及装置基于至少三传感器20，所述至少三传感器20包括至少三光学传感器20的一阵列，例如：一彩色图像传感器20a。在一个实施例中，所述光学传感器20是一图像传感器20a，并且对～380纳米至～1000纳米范围内的一连续光谱是敏感的。在其他实施例中，所述传感器中的一个或多个是光学传感器，所述光学传感器不是图像传感器，并且在这种情况下，所述光学传感器在一个实施例中对以下任何范围的光是敏感的：0.3微米至0.7微米的可视光范围、0.7微米至5微米的近红外光范围、5微米至40微米的中红外光范围、40微米至350微米的远红外光范围。所述传感器20可以用于诸如医疗监测、美容诊断、生活方式、汽车、安全等应用。在此被描述的所述实施例涉及关注于血压的医学监测的应用。图4示出在本发明的装置10中使用的所述图像传感器的光谱效率，并且示出蓝色、绿色及红色三种彩色。由于所述附图是黑色及白色的，为了在图4的图表上定位“多种色彩”，被注意到的是，对应于蓝色的光谱始于低于20s附近的数值，对应于绿光的光谱具有最高的最大量子效率，并且对应于红色及绿色的两个光谱都始于一小于10的数值。彩色视频流(colorstreamvideo)：实时视频流提供由下述的六维空间组成的空间时间性色彩信息：三维彩色(红色、绿色及蓝色)；二维位置(x及y)及一维时间(t)。为了检测血流量及色素沉着的微小变化，需要高精度的动态范围(即每像素的位数)、波长范围及每秒的帧数(fps)。数学模型(mathematicalmodel)：a)前言(preliminary)：所述彩色图像传感器提供以下述形式的三维空间-时间性函数：1.r(x，y，t)，g(x，y，t)及b(x，y，t)对于每一组光源(l)，吾人都表示为：2.rl(x，y，t)，gl(x，y，t)及bl(x，y，t)每种彩色的值代表所述图像传感器的所述动态范围；在吾人的例子中，每色彩有12位，共计36位(bits)。所述空间信息即由x及y表示的像素位置(pixelposition)，t表示所述时间维度(timedimension)。所述图像传感器被用作一3d-光谱仪(3d-spectrometer)及色彩分布器(colordistributor)。根据吾人对皮肤或血液组织的研究，申请人发现在正常光条件下，即日光(daylight)下，它们将具有红色＞绿色≥蓝色的彩色强度顺序，并且在一些情况下，红色＞蓝色≥绿色。这种现象被显示在图5中。所述的图示出从4个led灯发出的红色光到红外光波长处被观察到的实际血液组织颜料的直方图。从那里可以看出的是，所述红色的直方图是占主导地位的，接着是绿色，然后是蓝色。这种现象被归因于血红蛋白中的铁，这导致血液变红。所述组织的色调(tint)取决于氧、二氧化碳及其他血液成分。尽管如此，所述的马蹄蟹(horseshoecrab)具有蓝色血液，这是由于牠的血液中含有血蓝蛋白(hemocyanin)。而不是因为铁血蓝蛋白(ironhemocyanin)含有与氧键结的铜。因此，铜是蓝色血液的原因。b)彩色坐标系统：在某些情况下，使用不同的彩色坐标系很有用。这里有两个示例(吾人使用i、j、t表示离散位置而不是x、y、t)：3.其中，4.s(i，j，t)＝r(i，j，t)+g(i，j，t)+b(i，j，t)就第一个示例而言，并且被嵌入在三维的维度(被视为s2)中的所述二维的球体的一归一化条件(normalization)被认为是第二个示例，即：5.对一单位球体进行色坐标变换，使所有像素的大小归一化。c)时间性地彩色直方图(temporarilycolorhistogram，tch)：所述tch是描述在空间时间性色彩域的变化的一重要工具。令：6.rl(x，y，t)，gl(x，y，t)及bl(x，y，t)可以表示与一组光发射l相关的红色、绿色及蓝色的空间时间性色彩函数(spatial-temporal-colorfunctions)的三个彩色域。吾人为每种色彩定义三重连续加权直方图(triplecontinuousweightedhistograms)作为所述的勒贝格-狄拉克积分函数(lebesgue-diracintegralfunction)。7.其中，h分别代表红色、绿色及蓝色图像(色彩平面)的所述暂时性直方图体积(temporaryhistogramvolume)。e表示一可测量的加权函数(measurableweightedfunction)，并且p是所述像素值。只要一彩色像素值与所述p像素值不匹配，所述差量函数(deltafunction)就会变为零。方程式7的一离散形式是：8.就所述的离散信号而言：当de＝1，hr(p，t)表示在时间t具有p值的红色像素的数量。hg(p，t)及hb(p，t)分别表示绿色及蓝色的暂时性直方图。图5示出三个暂时性地彩色直方图。图5a：三个暂时性地彩色直方图示出所述水平轴线上的所述分布吸收水平(distributionabsorptionlevel)满足：q(red)≥q(green)≥q(blue)的顺序，其中q表示一分布函数(distributionfunction)。由于这些图是黑色及白色的，为了清楚起见，在图5a及图5b中，在每幅图中从左到右，相应的直方图是蓝色，然后是绿色，然后是红色。例如：在图5a中，蓝色绘制的跨度沿着x轴从大约6.5到大约8又1/6，绿色沿着x轴从大约7又3/4到大约9又1/2，并且红色沿着x轴从大约9又1/2到大约12。图5b：与图5a相比为一较窄的动态范围(narrowdynamicrange)。所述彩色直方图有几个元素被配置成表示多个生物参数；在某些实施例中，(i)高度变化表示被投射到所述图像传感器上的所述光学压力流量的体积变化；(ii)所述水平轴线代表所述像素值，所述直方图侧向的所述移位表示所述脉搏；(iii)所述直方图在所述水平轴线上的所述位置表示所述3d吸收水平；(iv)空间时间性色彩吸收量可以指示某些血液动力学指标(hemodynamics)、血液计数及化学；以及(v)通过沿着所述p轴(水平轴线)的直方图的移动用以检测所述周边心脏脉搏的一可能性。d)周边脉搏时间性波形(peripheralpulsetemporalwaveform)：9.其中pwrgb(t)代表在考量中的所述空间色彩平面的所述平均值，m代表总行数(totalrows)，n代表总列数(totalcolumns)。m×n是所述图像的所述像素分辨率(resolution)。通过平均化每一个空间色彩平面，三个心率脉搏信号(heartratepulsesignals)可以被使用。e)所述血压计算的基本原理(basicprincipleofthebloodpressurecalculation)：所述两个元素的韦德克瑟尔(windkessel)模型由下面的常微分方程式(ode)给出：10.方程式10具有直接解法形式(请见附件a)11.l为常数注意的是，所述自由积分是t的一个函数。当流量f(t)＝0时，所述被增加的指数函数代表所述主动脉舒张压，即：12.关于舒张压有几种可行的方案，即方程式12。所述平均舒张压是在t＝td达到的一正的常数，其中td代表对空闲的收缩期血流量(collapsingoftoidlesystolicflow)的f(t)所述塌陷量(collapsing)，对于一个归一化的f，这可以被认为是f(t)＝0。换言之，f的局部最小值被归一化为零。因此，在这种情况下，pd(t)是代表导致在静止时的舒张压(即空闲的流量)的一正的常数，这将导向：13.其中l＝p(td)且t＝td对于t＞td而言，取决于所述舒张期的所述部分贡献的是：14.而所述初始压力(td)代表在td时的所述主动脉舒张压(aorticdiastolicpressure)。所述韦德克瑟尔(windkessel)模型假定恒定阻力r(方程式10)。这种假设可能不适用于哺乳动物血压的情况，其中阻力可能在各种身体位置及时间上发生变化。尽管在血管僵硬最严重的情况下，阻力强烈取决于局部血管弹性或硬度，但某些局部柔性仍然存在，因此可能生成功能性阻力。方程式10的一空间时间性阻力函数(spatial-temporalresistancefunction)导向以下形式：15.其中x＝(x1，x2，x3)＝(x，y，z)，并且其中c是一常数，并且其中r(x，t)是由所述血管即血管壁的硬度引起的阻力，以及：16.并且x表示一身体位置(这是所述空间性分量)。上述模型是在考量位置的变化以及时间的变化做出的。本发明的目的考量在固定位置x＝x0处的一时间性函数(temporalfunction)：17.其中，g(t)反映出一维时间性阻力函数(1-dtemporalresistancefunction)(方程式16)，即：18.方程式16是一线性阶微分方程式(linearorderdifferentialequation)，具有以下形式的一直接解：19.其中(详细解法见附件a)方程式16的拉普拉斯域(laplacedomain)采取以下形式：20.其中，所述符号‘*’表示在所述拉普拉斯域上的一卷积(convolution)。使用拉普拉斯变换(laplacetransform)的主要原因是归因于在p(0)处的所述初始条件。虽然使用所述拉普拉斯域可能会提供一种提取血压的附加性方法，但在此不会被讨论。功能性阻力(即方程式16)可能会提供对方程式10的更广泛地考量。考量g(t)的各种多项式阶数，通过关联下述的：21.其中td＞0为一常数且n＝0，1，2，3，4...在方程式9中考量n＝0的情况，并且方程式9的解法在方程式10。所述n＝1的情况提供一高斯形状阻力函数(gaussianshaperesistancefunction)。r0被认为是所述暂时性初始阻力或基极阻力常数。所述解法导向下述的模型：22.所述取决于k的自由系数被整合在系数c2内，即：c2＝c1e-k23.方程式21可以被估计如下：其中，所述常数t＝max(te-td，td-ts)，且δft是一简单矩形积分近似式(simplerectangleintegralapproximation)。fd表示在所述时间间隔t＝(te-ts)中的f(t)的所述搏动(beat2beat)的体积变化的一近似值。方程式22可以提供所述搏动的血压流量的一粗略估计量。图6描述出这个想法。图6：根据本发明的一个实施例，ts表示所述收缩压的所述归一化起点，td表示最大局部收缩期，te表示所述收缩期的最终归一化终点。方程式18是一高斯形状阻力函数的一理论及实践考量。其他潜在的多项式级或其他阻力函数可以被使用。另外，上述的粗略积分近似式可以很容易地被改良。在实践过程中，为了计算血压(收缩期的及舒张期的)，需要附加性信息，并且一某种状态机(statemachine)被需要用以留意所述被发出的光、所述吸收水平、一先验数据信息(a-prioridatainformation)等。其他机器可以使用示波型血压计(oscillometricbloodpressure)及血液动力学流量计(hemodynamicflow)的所述组合，而所述示波血压可以提供初始血压及用于所述连续血液动力学血压估计的某些指标。方程式15是韦德克瑟尔(windkssel)模型的一扩展，这将考量血管的硬度。方程式19、21及22是多个重要的解法。f)初始血压(initialbloodpressure)：所述第一个血液动力学血压测量是一项重要的测量，并且需要多个特殊考量。一个(或多个)下述的生物参数被用于计算所述初始血压，尤其是用于判定系数α及r0：(a)局部组织灌注量(localtissueperfusion)，(b)局部组织温度(localtissuetemperature)，(c)周边脉搏波形流量(peripheralpulsewaveformflow)，(d)多个吸收水平(absorptionlevels)，(e)以各种波长发射的光能(lightenergyemittedatvariouswavelength)，(f)装置温度(devicetemperature)，(g)脉搏(pulse)等。一状态机考量到上述多个要点，所述时间性血液色素沉着及预研究的各种情况已被申请人使用以判定各种阻力参数，以便计算尽可能最好的初始血压读数(thebestpossibleinitialbloodpressurereading)。在一个特定的非限制性实施例中，用于判定系数α及r0的上述生物参数中的一个(或多个)是从这样的生物参数例如来自所述超声波装置的一连续模拟信号(continuousanalogsignal)中从所述温度计或来自一已知装置诸如在手指上的血氧仪(oximeter)。替代地，在另一个非限制性实施例中，一ecg也可以被用作提供所述连续模拟信号的其他装置，但是在这种情况下首先需要对数据进行某些操作，诸如采取所述ecg波形输出的所述积分。在某些实施例中，所述身体部位的组织的体积及/或密度，例如提供组织体积的指尖的厚度，是从所述超声波装置的一输出或所述直方图本身获取的。例如：所述血流量，例如：从所述超声波装置被获取的在所述指尖或其他身体部位处的所述血液的例如体积速度。虽然一数字温度读数(digitaltemperaturereading)可以从其他来源诸如光学传感器被获取，但是所述模拟温度是从一温度计被获取。此信息对于本发明是有用的，因为所述受试者的所述身体部位的所述组织的所述温度越高，所述组织中的血液细胞越多，并且因此第一个(以及更后的)血液动力学血压测量的所述信号准确度越好。同样，得知所述组织的所述体积及/或密度(从超声波传感器或光学传感器被获取)提供所述第一个(或一更后的)血液动力学血压测量的更好的信号准确度。本发明的一个实施例是一种用于通过血液动力学机制测量在哺乳动物的受试者的一个或多个身体位置处的血管中的血压的装置10，所述哺乳动物的受试者具有一组织。所述装置10包括一光源16，用于在考量中的组织处照射光，使得所述光是穿越所述受试者的所述身体部位的所述组织或者从所述组织被反射(或者在某些实施例中是两者的一组合)。所述光源被配置成照射的光波长具有以下任何范围：0.3微米至0.7微米的可见光范围、0.7微米至5微米的近红外光范围、5微米至40微米的中红外光范围、40微米至350微米的远红外光范围。所述装置10还包括至少三传感器20，所述至少三传感器20包括至少三光学传感器20的一阵列，用于接收穿越所述组织及/或被所述哺乳动物的受试者的所述组织反射的光，并且用于获取一随时间的信号(asignalovertime)。所述至少三光学传感器20被配置成接收所述组织的每像素时间性信息例如彩色图像的一序列，例如：对于三种可见色彩(例如：红色、绿色蓝色，或者黄色、品红色(magenta)及青色(cyan))中的每一种。在一个示例中，三种可见色彩具有多个重叠的波长。所述阵列的至少三光学传感器20中的每一个可以是一光电检测器(photodetector)，并且可以具有一吸收分布函数，所述吸收分布函数是在一有限范围外衰减的。通过至少三光学传感器20的所述阵列被获取的所述信号包括对于至少二光波长的每像素信息的时间性(temporalperpixelinformationforatleasttwowavelengthsoflight)。尽管在一些情况下，(光学传感器20的所述阵列的)所述传感器20波长可以是与所述光源16的所述波长相同，但应被明了的是，所述传感器的波长不一定是与所述光源的所述波长相同。例如：在一个特定实施例中，来自光源16的所述光在所述近ir范围内被传输，并且所述光学传感器在所述光从所述受试者的所述组织被反射或穿越所述受试者的所述组织后感测在所述可视范围内的所述光。通过至少三光学传感器20的所述阵列被获取的所述信号对应于所述受试者的一血管内随时间的一血流量(aflowofbloodwithinabloodvesselofthesubjectovertime)。装置10还包括硬件及软件(统称为“30”)，用于支持至少三光学传感器20的所述阵列及任何附加的模拟或光学传感器20，并且用于在所述多个附加传感器20中的至少一个信号是模拟的情况，将所述信号转换成一数字形式(例如：借助于一模拟数字转换器(analogtodigitalconvertor)的方式)。装置10的所述硬件及软件30还包括一处理单元30，所述处理单元30被配置成接收所述信号并且通过使用对于所述至少二光波长的所述每像素信息的时间性生成一连续动态血压读数(continuousdynamicbloodpressurereading)，以产生多个心率信号，所述多个心率信号具有一波形。所述多个心率信号是来自所述血流量，并且包括所述受试者的脉搏(所述脉搏是一个数字)。另外，处理单元30被配置成在所述信号上应用一改良的韦德克瑟尔(windkessel)模型，使得所述血压还取决于一随时间的空间时间性的压力阻力函数(spatialtemporalpressureresistancefunctionovertime)，其中所述随时间的空间时间性的压力阻力函数取决于所述随时间的血流量的一身体位置，并且其中所述压力阻力函数表示下述数据中的至少一个：(i)弹性或(ii)在给定的身体位置及给定的时间血管的硬度。所述修改的韦德克瑟尔(windkessel)模型在方程式(11)到(23)的讨论中详细描述，特别是方程式(15)到(23)。例如：方程式(15)提供韦德克瑟尔(windkessel)模型的一扩展，其中解法在方程式(19)、(21)及(22)中被提供。如图1b所示，所述处理单元30在一些实施例中具有一医疗子系统(medicalsubsystem)，所述医疗子系统可以使用数字信号处理(digitalsignalprocessing，dsp)以执行某些功能，所述功能可以包括校准照明(calibratingillumination)、配置多个传感器10包括多个光学传感器及在装置中的任何其他传感器、获取所述像素信息(acquirethepixelinformation)、处理所述图像(processtheimages)及提取临床参数(extractclinicalparameters)，像是血压。所述处理单元30的另一部分还可以具有一控制子系统(controlsubsystem)，在所述控制子系统中，一微控制器(microcontroller)提供一用户界面(userinterface)、执行过程管理、内部存储及电源管理。一显示器被示出在图1a的所述装置10的一外观中。在一些实施例中，所述处理单元30被配置成通过平均化所述每给定的时间阵列的所述每像素信息以生成来自所述血流量的所述多个心率信号(即具有一波形的多个心率信号，所述多个信号包括所述受试者的脉搏)。在一些实施例中，所述处理单元30被配置成使用对于所述至少二光波长的所述每像素信息的时间性以生成下述数据中的至少一个：(i)用于所述至少二光波长中的每一个波长的多个光强度时间直方图，及(ii)平均化所述每给定的时间的所述阵列的所述每像素信息(iii)通过使用所述像素信息执行多个代数运算中的一个或多个。在一些实施例中，所述处理单元30被配置成使用对于所述至少二光波长的所述每像素信息的时间性以产生对于所述至少二光波长中的每一个波长的多个光强度时间直方图。在一些实施例中，所述处理单元30被配置成对用于所述至少二光波长的所述每像素信息的时间性执行代数运算，例如：用以产生所述像素信息的(多个)平均值或多个比率值。在一些实施例中，当所述随时间的信号被获取时，所述至少三光学传感器的所述阵列及/或一个或多个附加传感器被配置成还获取下述数据的至少一个并且所述处理单元被配置成还接收及处理下述数据中的至少一个，用于增加一血压读数的准确度：(a)使用一光学传感器的局部组织灌注量，(b)使用一光学传感器或一温度计的局部组织温度，(c)使用至少一光学传感器或超声波传感器20u的在所述身体位置x0中的所述血液组织的体积及密度。在某些实施例中，在所述随时间的信号被获取时，至少三光学传感器的所述阵列及/或一个或多个附加传感器被配置成还获取下述数据中的至少两个并且所述处理单元被配置成还接收及处理下述数据中的至少两个，用于增加一血压读数的准确度：(a)使用一光学传感器的局部组织灌注量，(b)使用一光学传感器或温度计的局部组织温度，(c)使用至少一光学传感器或超声波传感器20u的在所述身体位置x0中的血液组织的体积及密度。在某些实施例中，当所述随时间的信号被获取时，至少三光学传感器及/或一个或多个附加传感器的所述阵列被配置为还获取下述数据中的全部并且所述处理单元被配置为还接收及处理下述数据中的全部，用于增加一血压读数的准确度：(a)使用一光学传感器的局部组织灌注量，(b)使用一光学传感器或温度计的局部组织温度，及(c)使用至少一光学传感器或超声波传感器20u的在所述身体位置x0中的血液组织的体积及密度。因此，除了三个或更多个光学传感器之外，装置10还可以包括某些模拟传感器20，所述模拟传感器20通过改善一初始血压读数(initialbloodpressurereading)的准确度以提高所述血压读数的准确度。然而，用于提高所述血压读数的所述准确度的所述附加信息可以替代地由三个光学传感器20的所述阵列及/或通过多个附加的光学传感器20提供。在某些实施例中，所述处理单元30被配置成使用所述形式其中td＞0，α及r0为两个常数，并且n＝0，1，2，3，4...的一阻力方程式(21)判定所述血液动力学的血压测量结果(在一些非限制性情况下，这是一初始或一第二或第三血液动力学的血压读数)。在一些实施例中，所述装置10还包括一超声波构件(所述超声波构件是一模拟传感器20，所述模拟传感器20包括所述一个或多个附加传感器20中的一个)，所述超声波构件被配置成在所述局部位置x0处的所述血管的所述组织处发射及接收超声波，并且被配置成生成一个或多个信号对应于：(a)在所述特定身体部位处的所述组织的所述体积及/或密度，(b)在所述组织中所述血流量的一体积速度，其中所述处理单元被配置成接收来自所述超声波构件20u的输出，特别是但不限于此，通过估计一初始血压读数，以增加一血压读数的一准确度。在某些实施例中，例如如图2所示，所述至少三传感器20包括至少三光学传感器20的一阵列、一超声波传感器20u及一温度计20t。所述温度计20t可以包括一温度计，用于测量局部组织温度，所述温度计可以是一光学或模拟温度计20t。虽然在一些实施例中，装置10被配置成在血液流过所述哺乳动物的受试者的所述身体时获取所述血压，但在某些其他实施例中，装置10的所述处理单元30被配置成在所述哺乳动物的受试者的一特定身体位置x0处提供所述血压。在这种情况下，所述压力阻力函数是一空间时间性函数(spatialtemporalfunction)，所述空间时间性函数测量在所述特定身体位置x0处的所述血管随时间的所述阻力或弹性。g)反馈：所述反馈机制可以更好地控制在搏动流(beat2beatflow)期间的所述压力流量。在某些实施例中，反馈机制具有以下结构，如图7所示。附件a令1.f(t)＝p(t)·g(t)+c·p′(t)其中c为常数定义：2.然后，3.4.将方程式(1)乘以φ(t)，并且在考量中取用(3)及(4)，吾人得到：5.其中l为常数从方程式(5)，吾人得出结论：6.其中在其中r是常数阻力的情况下，然后方程式(6)得到下列形式：7.结果及临床试验的讨论：所谓tensortip装置10及它利用计算血液动力学血压的数学模型的方法经历各种临床试验。邮政营销已经被执行。第一项临床试验是在卡梅尔与林日托医疗中心(carmelandlindaycaremedicalcenters)(以色列，海法)对来自肝脏及糖尿病日托诊所的门诊患者以及对健康参与者进行的。第一项临床试验的结果与手动及自动挽袖带血压测量结果(manualandautomaticarmcuffbloodpressuremeasurements)进行比较。在位于美国新泽西州的莫里斯敦纪念医疗中心(morristownmemorialmedicalcenter，mmmc)进行一项附加性的试验。与一在线血压传感器(inlinebloodpressuresensor)相比，所述附加性的试验是在icu(重症监护室)对心脏手术后在恢复中的患者进行的。共有118名成员参加这两项研究，共计603次测量。在所述mmmc研究中，330个测量结果取自64名患者，而在所述卡梅尔与林医学中心的研究中，273个测量结果取自54名参与者。在所述卡梅尔与林医学临床试验的参与者被要求的测试环境条件为：在室内、在正常室温下及在座位上。在这项研究中，从每个参与者处获取三个手臂袖口参考读数(arm-cuffreferencesreadings)。参考装置包括两台自动示波型血压计(automaticoscillometricbloodpressuremonitors)及一台手动示波型血压计(manualoscillometricbloodpressuremonitor)。最令人满意的结果是在参考文献及所谓tensortipmtx之间被考量的。在所述mmmc研究中，患者通过他们的装置及经验丰富的重症护理护士在重症监护病房(icu)进行监测。读数由tensortipmtx拍摄，并且与一稳定的在线血流动力学监测仪(stableinlinehemodynamicmonitor)进行比较。所谓tensortipmtx的读数与所述在线动脉管读数(in-linearterialtubereadings)进行比较。应该提到的是，一少量测试(～7.5％)在所述mmmc试验中无法通过所谓tensortip装置进行评估。推测这与心脏手术后的局部低温状态有关，因为在指尖中的低血液灌注量而导致低血压。图8示出两种不同临床研究中的在所谓tensortip与所述参考测量值之间的所述收缩压及舒张压测量值之间的比较结果。对于所述mmmc试验，对于所述收缩压及舒张压而言，被参考的血流动力学测量结果的平均值分别是107.76及56.22毫米汞柱(mmhg)。对于所谓tensortip而言，所述收缩压及舒张压的平均值分别是100.71及55.18毫米汞柱。因此，对于收缩压的标准差(sd)是7.9mmhg，对于舒张压的标准差是7.5mmhg。对于所述林与卡梅尔医疗中心的试验中，相应地，对于收缩压及舒张压的平均值分别为131.23及76.51毫米汞柱。而对于所谓tensortip而言，收缩压及舒张压的平均值分别是131.80及76.16毫米汞柱。因此，对于收缩压的标准差为5.5毫米汞柱，对于舒张压的标准差为4.7毫米汞柱。应该提到的是，最令人满意的参考值是被选择的。因此，对于血压测量结果而言，用于收缩期的及舒张期的所谓平均绝对误差(meanabsoluteerror)不高于|8毫米汞柱|。这意味着所谓tensortip血压测量符合iso81060-2认可的标准要求。如上所述，所谓tensortip装置可以测量几种血液动力学参数；其中包括血压及平均动脉压(map)。所述被获取的数值被显示在所述装置的屏幕上，如图9所示。在左侧显示的数字表示测量的脉搏；中间的数字表示血压；右边的数字代表血氧饱和度(spo2)。附加的生物参数在所述装置的下一个屏幕中被示出，诸如hb、hct、co、sv等。图9是一周边脉搏波形(peripheralpulsewaveform)。下面的图10显示所述归一化为零的计算的p(t)的压力波形。最高的振幅表示所述最大收缩期峰值(maxsystolicpeak)，所述最大收缩期峰值减小直到达到由所述最小收缩期振幅(minsystolicamplitude)表示的所述图表斜率上的一点，所述最小收缩期振幅也表示所述最大舒张期振幅(maxdiastolicamplitude)。从所述的点开始，所述振幅减小直到达到被归一化为零的最小舒张期振幅。舒张期的基础压力(diastolicbasepressure)从所述p(t)曲线被检测。图11显示收缩期及舒张期振幅的不同测量值。在左图显示较高的收缩期血压及舒张期血压p(t)的波形，而在中间的图显示一低的舒张压及心输出量(lowdiastolicpressureandcardiacoutput)。在右图显示的是相当正常的一舒张压与相对提高的心输出量。图11：在左图显示的是相对较高的收缩压及舒张压的波形。图11的中间图片表明所述舒张压及心输出量相对较低，而在右图显示的舒张压相对正常与心输出量比较中间及左图是相对提高的。图12示出由噪声输入信号产生的三种不同类型的噪声压力波形p(t)。那些噪声信号可能是由体温过低(即冷手指(coldfingers))或低血液灌注量引起的。间歇泉(geyser)：在申请人的研调过程中，申请人发现一个名为“间歇泉(geyser)”的时间性彩色直方图现象。它被称为时间彩色直方图中的至少一个的一相对较高的循环时间峰值(relativelyhighcyclictemporalpeak)具一“间歇泉”。在图13中，可以识别蓝色直方图中的一爆发量(burst)。所述爆发量可能会转移到其他色彩。如果爆发量是循环的(重复自身，不管以哪种彩色)，并且与由心脏引起的正常爆发量相比是较高的，则申请人认为这种爆发量具“间歇泉”。申请人发现，并非每个受试者都有这种“间歇泉”现象。对于一些人，申请人识别出所述间歇泉并且对于其他人则为一正常的爆发量(normalburst)。这种识别是有用的，它可能是有一间歇泉或缺乏指示一异常的潜在活动(abnormalpotentialactivity)。还需要做进一步的研究以确定这一点。图13a：(左)示出由舒张压流引起的正常直方图体积；图13b：(中)示出体积由于收缩上升而增加；图13c：(右)示出在蓝色峰值中出现的收缩压的爆发量，称为“间歇泉”。由于图13a至图13c为黑色及白色，为了清楚起见，在图13a、图13b及图13c中的每一个被注意到的是，沿着x轴从左到右，相应的直方图首先是蓝色，然后是绿色，然后是红色。本发明的一个实施例是一方法100，用于通过血液动力学机制测量在哺乳动物的受试者的一个或多个身体位置处的血管中的血压，所述哺乳动物的受试者具有一组织，包括一步骤110，使用一光源，在考量中的所述组织处照射光。进一步的一步骤120是提供至少三传感器，包括至少三光学性传感器的一阵列，用于接收穿越所述组织及/或被所述组织反射的光，并且用于获取一随时间的信号，其中由所述多个传感器的所述阵列获取的所述信号包括对至少二光波长的每像素信息的时间性，所述信号对应在所述受试者的一血管内的一随时间的血流量。进一步的一步骤130是提供硬件及软件，用于支援所述至少三传感器，并且用于将在所述至少三传感器中的至少一个信号是模拟信号的情况转换成一数字信号。进一步的一步骤140是提供一处理单元，所述处理单元被配置成接收所述信号及通过使用用于所述至少二光波长的所述每像素信息的时间性生成一连续动态血压读数，以从所述血流量生成多个心率信号；并且通过对所述信号应用一改良的韦德克瑟尔模型，使得所述血压还取决于一随时间的空间时间性的压力阻力函数，其中所述随时间的空间时间性的压力阻力函数取决于所述随时间的血流量的一身体位置，并且其中所述压力阻力函数表示：在一给定的身体位置及在一给定的时间的所述血管的(i)弹性，(ii)硬度或(iii)弹性及硬度。在所述方法的一些实施例中，存在一步骤为具有所述光源被配置成照射光，所述光波长具有以下所述多个范围中的任何一个：0.3微米至0.7微米的可视光范围、0.7微米至5微米的近红外光范围、5微米到40微米的中红外光范围及40微米到350微米的远红外光范围。在所述方法的一些实施例中，所述处理单元被配置成通过平均化所述每给定的时间阵列的所述每像素信息以生成所述多个心率信号。在所述方法的一些实施例中，所述处理单元被配置成使用下列所述形式的一阻力方程式(21)判定所述血液动力学的血压测量结果：其中td＞0，α及r0是两个常数，并且n＝0，1，2，3，4...。在所述方法的一些实施例中，存在一步骤包括：当所述随时间的信号被获取时，具有所述至少三光学传感器的所述阵列及/或一个或多个附加传感器被配置成获取下述数据中的至少一个并且所述处理单元被配置成还接收及处理下述数据中的至少一个(或至少两个或全部三个)，用于增加一血压读数的准确度：(a)使用一光学传感器的局部组织灌注量，(b)使用一光学传感器或温度计的局部组织温度，(c)使用至少一光学传感器或超声波传感器的在身体位置x0中的所述血液组织的体积及密度。在所述方法的一些实施例中，存在一步骤为具有所述处理单元被配置成提供在所述哺乳动物的受试者的一特定身体位置x0处的所述血压，其中所述压力阻力函数是一空间时间性函数，所述空间时间性函数测量在所述特定身体位置x0处的所述血管随时间的所述阻力或弹性。在所述方法的一些实施例中，存在一步骤为使用一超声波构件在所述局部位置x0处在所述血管组织处发射及接收多个超声波，并且生成一个或多个信号对应于：(a)在所述特定身体部位处的所述组织的所述体积及/或密度，(b)在所述组织中所述血流量的一体积速度，其中所述处理单元被配置成接收来自所述超声波构件的输出，通过估计一初始血压读数，以增加一血压读数的一准确度。在所述方法的一些实施例中，存在一步骤为具有所述处理单元被配置成用于所述至少二光波长使用所述每像素信息的时间性以生成下述数据中的至少一个：(i)用于所述至少二光波长中的每一个波长的多个光强度时间直方图，(ii)平均化所述每给定的时间的阵列的所述每像素信息。在所述方法的一些其他实施例中，存在一步骤为具有所述处理单元被配置成用于所述至少二光波长使用所述每像素信息的时间性以生成用于所述至少二光波长中的每一个波长的多个光强度时间直方图。在所述方法的一些其他实施例中，存在一步骤为具有所述处理单元被配置成将代数运算应用到用于所述至少二光波长的所述每像素信息的时间性。尽管已经关于有限数量的实施例描述本发明，但是应该理解的是，可以进行本发明的许多变化、修改及其他应用。因此，所附权利要求书中所述的要求保护的发明不限于在此被描述的多个实施例。当前第1页12当前第1页12