用于测量血压的单个可穿戴设备系统的制作方法

本申请要求于2016年7月12日提交的美国临时申请62/361,330和2016年10月31日提交的标题为“用于测量血压的单个可穿戴设备系统(singlewearabledevicesystemformeasuringbloodpressure)”的美国临时申请62/414,892的权益和优先权，其全部内容通过引用的方式并入本文。

本发明基本上涉及血压监测。本发明的各方面尤其涉及使用附接至身体的单个传感器通过确定脉搏到达时间(pulsearrivaltime)测量血压。

背景技术：

集成电路(ic)是信息时代的基石和当今信息技术产业的基础。也称作“芯片”或“微芯片”的集成电路是诸如晶体管、电容器和电阻之类的互连电子组件的集合，这些电子组件被蚀刻或压印到诸如硅或锗之类的半导体材料上。集成电路呈现各种形式，例如，作为一些非限制性示例，这些形式包括微处理器、放大器、闪存、专用集成电路(asic)、静态随机存取存储器(sram)、数字信号处理器(dsp)、动态随机存取存储器(dram)、可擦可编程只读存储器(eprom)和可编程逻辑。集成电路被用于无数的产品，这些产品包括计算机(例如，个人计算机、笔记本电脑和平板电脑)、智能手机、平板电视、医疗仪器、远程通信和网络设备、飞机、船舶和汽车。

集成电路技术和微芯片制造的进步已经导致芯片尺寸的稳步减小以及电路密度和电路性能的增加。半导体集成的规模已经发展到单个半导体芯片能够在小于美国便士的空间中容纳数千万到超过十亿个器件的程度。而且，现代微芯片中每条导线的宽度可以制成小到零点几纳米。半导体芯片的操作速度和整体性能(例如，时钟速度和信号网络开关速度)伴随集成度的增加而增加。为了与片上电路开关频率和电路密度的增长保持同步，半导体封装目前比仅几年前的封装提供更高的引脚数、更大的功耗、更多的保护和更高的速度。

集成电路的进步已引起其它领域内的相关进步。一个这样的领域是传感器。集成电路的进步允许传感器变得更小并且更高效，同时变得更有能力执行复杂的操作。传感器和电路领域的其它进步通常到导致也被称作“可穿戴设备”或“可穿戴系统”的可穿戴电路。在医疗领域内，例如，可穿戴设备已经发展出通过使患者穿戴用于监测特定特征的传感器来获取、分析和诊断患者的医疗问题的新方法。与医疗领域相关地，出于监测物理活动和健身的目的，其它可穿戴设备已经在运动和休闲领域中被开发出来。例如，用户能够穿戴诸如可穿戴跑步服等可穿戴设备以测量活动(例如，跑步、行走等)期间行进的距离，并且在活动期间测量用户的运动。

技术实现要素：

需要监测的身体功能的一个示例是血压，并且更具体地，是在延长的时间段内持续地监测静息血压和动态血压。血液从心脏运输到整个身体需要足够的血压水平。血压过低(低血压)可能导致关键器官的血流不足或灌注不足。过高的血压水平(高血压)可能会随着时间对诸如心脏(心机梗塞)、脑(中风、出血)和肾脏(肾衰竭)等器官产生不利的健康影响。不幸的是，诸如使用在患者的手臂周围收缩的外部袖套之类的常规血压测量方法不能提供血压的连续测量。

另一用于血压测量方法是使用脉搏到达时间(pat：pulsearrivaltime)。脉搏到达时间是心脏产生的压力波沿周边动脉行进到预定点所花费的时间。脉搏到达时间能够被测量为检测心脏的电脉搏信号(例如，ecg(electrocardiogram)信号)时的时间和沿着周边动脉检测压力波的最终机械脉冲时的时间之间的时间差。在知晓pat和两个测量点之间的距离的情况下，可以确定脉搏波速度(pwv：pulsewavevelocity)。在知晓血管壁的基本特性和pwv的情况下，可以计算沿动脉路径的施加在血管壁上的平均压力，并因而获得血压。pwv和血管壁的基本特性能够可以是预定的常数并包含在基于pat的函数中以确定血压。血管壁的基本特性能够通过利用常规血压袖套测量血压来经验性地确定，以校正传感器。先前的pat测量技术需要两个传感器，一个传感器位于心脏处并且另一个传感器位于远程位置处。然而，两个独立设备的使用需要高度精确的同步。另外，附加的传感器增加了血压测量的费用。

因此，需要一种使用pat确定连续血压测量值的可靠系统。还需要一种在身体上的位置处使用可以确定pat的单个传感器的系统。还需要一种能够在身体的特定区域中确定局部血压的系统。

根据一个示例，披露了一种用于感测脉搏到达时间的可附接传感器设备。传感器设备包括与用户的皮肤接触的以测量ecg波形的ecg传感器。脉搏传感器与用户的皮肤接触，以测量脉搏波形。控制器从ecg传感器接收ecg波形并且从脉搏传感器接收脉搏波形，以基于从ecg波形检测的脉搏以及从脉搏波形检测的脉搏来确定脉搏到达时间。

另一个示例是用于感测血压的系统。该系统包括附接在身体上的远离心脏的位置的可穿戴传感器设备。传感器设备包括ecg传感器和脉搏传感器。控制器接收从ecg传感器接收ecg波形并且从脉搏传感器接收脉搏波形以确定脉搏到达时间。控制器用于基于所确定的脉搏到达时间以及该位置和心脏之间的距离来确定血压。

另一个示例是使用可附接传感器设备测量血压的方法。将包括ecg传感器和脉搏传感器的传感器设备附接到用户的皮肤上的位置。测量血压以用于校正值。输入该位置距心脏的距离。在该位置测量ecg波形和脉搏波形。基于ecg波形、脉搏波形和输入的该位置距心脏的距离来确定脉搏到达时间。基于脉搏到达时间和校正值来确定血压。

上述简述内容不旨在说明本发明的每一个实施方式或所有方面。相反，前述简述内容仅提供一些本文中所述的创新性方面和特征的示例。在结合附图和所附权利要求时，上述特征和优点以及本发明的其它特征和优点在下述的用于实施本发明的代表性实施方式和模式中将是显而易见的。

附图说明

通过下面参照附图对示例性实施例的描述，将更好地理解本发明，在这些附图中：

图1示出了用于感测用户的血压的单个可穿戴传感器的系统；

图2是图1中的可穿戴传感器设备的框图；

图3是示出图1中的传感器设备的采样ecg信号和传感器设备的采样ppg信号的图表；

图4a是图1中的单个可穿戴传感器的示例的俯视图并且突出显示了用于启用图2的系统的特定特征和组件；

图4b是图1中的单个可穿戴传感器的示例的仰视图并且突出显示了图2中使用的面向皮肤的光学传感器；

图5是示出图1中的系统中的测量血压的过程的流程图；

图6是示出ecg信号、ppt信号和心电图(scg：seismocardiogram)信号的图表；

图7a是示出采样ecg波形和scg波形的图表；并且

图7b是图7a中的波形的特写图。

本发明易于作出各种修改和替代形式，并且已经通过示例的方式在附图中示出了一些代表性实施例并且将在本文中详细地描述这些实施例。然而，应当理解的是，本发明不旨在限制为所公开的特定形式。相反，本发明旨在涵盖落入本发明的由所附权利要求所限定的精神和范围内的所有变形例、等同例和替代例。

具体实施方式

本发明易受许多不同形式的实施例的影响。在附图中示出并且将在本文中详细地描述代表性实施例，对于这些代表性实施例，应当理解的是，本发明被视为本发明的原理的示例并且不旨在将本发明的广泛方面限制于所描述的实施例。就此而言，例如在摘要、发明内容和具体实施方式部分中公开但未在权利要求中明确阐述的元件和限制不应通过暗示、推断或者其它方式单独地或共同地并入权利要求中。出于本文的详细说明的目的，除非具体地放弃保护，则：单数包括多数，反之亦然；并且词语“包括”意味着“包括但不限于”。另外，例如，诸如“大约”、“几乎”、“大致”、“约”之类的表示近似的词语在本文中可以理解为“大约为或者近似为”、“在3-5％的范围内”或者“在可接受的制造公差内”或者它们的任意逻辑组合。

图1示出用户100，用户100附接有至少一个诸如可穿戴传感器设备110之类的用于接收脉搏到达时间以确定血压的可穿戴传感器设备。可穿戴传感器设备110仅需要附接在靠近诸如动脉或毛细血管床之类的血管的位置处。可穿戴传感器设备110的位置能够远离用户100的心脏，但接近程度足以测量心脏信号，并且根据心跳识别诸如心电图ecg波形的r波或scg波形的主动脉口(aorticopening)特征之类的特征。在该示例中，仅需要单个传感器装置来测量血压。

示例位置可以包括左中肩上的可穿戴传感器110、左下肩上的可穿戴传感器112、左臂上的可穿戴传感器114和左臂上的可穿戴传感器116。图1所示的可穿戴传感器110、112、114和116的位置仅用于说明。如上所述，例如，能够仅利用单个可穿戴传感器通过在身体上的单个位置处感测两个或多个信号来确定血压。并且，可穿戴传感器能够定位在许多靠近血管的其他位置处，例如右肩、手臂、手腕、足部、颈部或大腿等，并且传感器在这些位置处能够检测来自身体的ppg信号、ecg信号和/或scg信号。

可穿戴传感器装置(例如，传感器设备110、112、114和116中的一者)与智能设备(例如，用户设备130)通信。用户设备130可以是诸如智能电话、平板电脑、笔记本电脑或台式计算机、个人数字助理或计算机网络(例如，云或集群)之类的计算设备。用户设备130允许编程和控制传感器设备110、112、114和116。尽管传感器设备110、112、114和116用于非侵入式血压监测，但是它们可以具有其它的与用户100相关的测量功能和感测功能。

来自传感器设备(例如，传感器设备110、112、114和116中的一者)的与感测的脉搏相关的时间数据能够被周期性地上传到云存储服务器160并且通过在云应用服务器162上运行的应用利用后处理技术进行分析。用户可以通过例如经由网页访问云服务器162来访问这些应用或应用的输出。如下所述，传感器110、112、114和116中的任一者可用于获取与血压相关的数据以确定脉搏到达时间。用户设备130基于收集的脉搏到达数据来确定血压测量值。可替代地，能够基于脉搏到达数据在传感器110、112、114和116中的任一者上或者在云应用服务器162上进行血压测量值的确定。

图2示出了根据本发明的各方面的诸如图1中的传感器设备110之类的可穿戴传感器设备200的示例。可穿戴设备200可以具有适形(conformal)感测能力，从而提供与表面(例如，身体的皮肤或其它组织或器官等)机械透明紧密接触，以提供来自用户100的生理信息的测量和/或分析。根据一些实施例，可穿戴设备200感测、测量或者量化用户的在可穿戴设备200附近的至少一个身体部分的运动(例如，可穿戴设备200中的传感器能够直接或者间接地检测该身体部分的运动)。附加地或者可替代地，根据一些实施例，可穿戴设备200感测、测量或者量化可穿戴设备200的环境的温度，这些温度例如包括在可穿戴设备200与用户身体的连接位置处的或者与该位置相邻的皮肤和/或身体的温度。附加地或者可替代地，根据一些实施例，可穿戴设备200感测、测量或者量化身体(例如，人体或动物体)和/或身体表面的其它特性和/或参数，这些特性和/或参数例如包括与心脏活动相关的电信号(例如，ecg)、与肌肉活动相关的电信号(例如，肌电图(emg：electromyography))、与皮肤变化相关的电位和阻抗的变化(例如，皮肤电反应)、脑部的电信号(例如，脑电图(eeg：electroencephalogram))、生物电阻抗监测(例如，体重指数、压力特性和汗液量化)和光学调制感测(例如，光电容积脉搏波(ppg：photoplethysmography)和脉搏波速度)等。

此处描述的可穿戴设备200可以形成为贴片。贴片可以是柔性的且/或可拉伸的，并且可以包括可拉伸的且/或适形的电子装置和设置在柔性的且/或可拉伸的基板中或者该基板上的适形电极。可替代地，可穿戴设备200可以是刚性的，但也能够附接至用户。根据本发明的一些实施例，可穿戴设备200可以包括可拉伸的且/或适形的部分和刚性的部分。因此，可穿戴设备200可以是用户可穿戴的(例如，连接到用户的皮肤的)用于提供用户的生理信息的测量和/或分析的任意设备。例如，可穿戴设备可以通过粘合剂粘附在身体，通过胶带或捆扎带保持在身体上，或者通过衣物保持在身体上。感测设备越易于适形，就越有可能保持在皮肤上并且提供更可靠和精确的测量数据。

通常，图2的可穿戴设备200可以包括至少一个处理器201和一个或多个相关的存储器存储模块203。可穿戴设备200还可以包括诸如加速计205和/或温度传感器213和/或光学传感器217之类的一个或多个传感器。可穿戴设备200可以可选地包括用于与诸如主传感器设备110之类的其它传感器设备或者诸如图1中的用户设备130之类的其它计算设备通信的一个或多个诸如收发器207之类的无线收发器。可穿戴设备200还可以包括向可穿戴设备200的组件提供电能的电源209。根据一些实施例，可穿戴设备200能够被配置成从无线连接或电磁场(例如，电感线圈、nfc读取器设备、微波和光等)汲取电能。

处理器201可以是被配置成基于计算机程序代码控制可穿戴设备200及其组件的控制器。因此，处理器201能够控制可穿戴设备200以根据本文所述的原理测量和量化表示温度、运动的数据和/或其它生理数据的数据并且/或者分析这种表示温度、运动的数据和/或其它生理数据。

存储器存储模块203能够被配置成用于保存所产生的传感器数据(例如，感测血流中的脉搏时的时间、加速计205的信息、温度传感器213的信息或者诸如ecg、emg之类的其它生理信息)或者表示加速和/或温度的信息和/或从传感器数据中推导出的其它生理信息。另外，根据一些实施例，存储器存储模块203能够被配置成用于存储用于控制处理器201的计算机程序代码。在一些实施方式中，存储器存储模块203可以是易失性存储器和/或非易失性存储器。例如，存储器存储模块203可以包括闪存存储器、静态存储器、固态存储器、可移除存储卡或者它们的任意组合。在某些示例中，存储器存储模块203能够从可穿戴设备200中移除。在一些实施方式中，对于可穿戴设备200来说，存储器存储模块203可以是可穿戴设备200的本地模块，而在其它示例中，存储器存储模块203可以可穿戴设备200的远程模块。例如，存储器存储模块203可以是智能手机(例如，图1中的用户设备130)的内部存储器，该智能手机例如经由例如包括wifi、zigbee、蓝牙、医疗遥测和近场通信(nfc)等的射频通信协议和/或例如利用红外或非红外led光学地与可穿戴设备200有线或无线通信。在该示例中，可穿戴设备200能够经由在智能手机上运行的应用(例如，程序)光学地与诸如智能手机等用户设备130(例如，无线地)通信。

在一些实施例中，包括温度信息、加速信息和/或其它生理信息(例如，ecg、emg等)的传感器数据(例如，包括由传感器产生的数据和从传感器数据推导出的数据)能够存储在存储器存储模块203上，以便之后进行处理。因此，在一些实施例中，可穿戴设备200可以包括多个存储器存储模块203，例如一个易失性存储器存储模块203和一个非易失性存储器存储模块203。在其它示例中，存储器存储模块203能够存储由传感器产生的表示运动(例如，加速信息)、温度信息、生理数据的信息，或者根据本文所述的原理对这些表示运动、温度信息、生理数据的信息进行的分析，例如存储历史加速信息、历史温度信息、历史提取特征和/或历史位置。存储器存储模块203还能够存储关于何时从传感器接收信息的时间和/或日期信息。

尽管被描述为根据计算机程序代码以软件和固件的形式进行配置的处理器201，但可穿戴设备200的功能也能够基于硬件、软件或固件或者它们的组合来实施。例如，存储器存储模块203可以包括软件或固件形式的由处理器201获取并执行的计算机程序代码。处理器201执行用于实施下文针对确定可穿戴设备200的身上佩戴状态(on-bodystatus)、可穿戴设备200在用户上的位置以及(例如，基于上身状态和感测位置)配置可穿戴设备200的功能所讨论的功能的计算机代码。可替代地，可以对可穿戴设备200的一个或多个其它组件进行硬接线来执行一些或全部功能。

电源209可以是任意类型的用于电子设备的可再充(或一次性)电源，例如但不限于一个或多个电化学电池或电瓶、一个或多个光伏电池或者它们的组合。在光伏电池的情况下，这些电池能够对一个或多个电化学电池和/或电平充电。根据一些实施例，电源209可以是存储足够的电能以使设备在能量耗尽之前上电并且执行预定程序序列的小型的电池或电容器，例如基于nfc或rfid的感测设备。

如上所述，可穿戴设备200可以包括诸如加速计205、温度传感器213、电触点215(例如，电触点或电极)和/或光学传感器217之类的一个或多个传感器。根据一些实施例，诸如加速计205、光学传感器217和/或电触点215之类的一个或多个传感器可以是与可穿戴设备200分离的组件。即，可穿戴设备200能够(有线地或无线地)连接到每个传感器(例如，加速计205、温度传感器213、电触点215和光学传感器217)。这使得可穿戴设备200能够感测远离可穿戴设备200的一个或多个位置处的情况。根据一些实施例，除了一个或多个远程传感器之外，可穿戴设备200还可以包括一个或多个集成传感器。

加速计205测量且/或产生表示可穿戴设备200的运动和/或加速的加速信息，加速信息包括表示穿戴可穿戴设备200的用户和用户的穿戴可穿戴设备200的身体部分的信息。根据一个实施例，可穿戴设备200内的加速计205可以包括3轴加速计，3轴加速计基于可穿戴设备200经历的加速来产生关于加速计的x轴、y轴和z轴的加速信息。可替代地，可穿戴设备200可以包括三个独立的加速计(为说明方便而未示出)，这三个加速计分别产生关于诸如可穿戴设备200的x轴、y轴或z轴之类的单个轴的加速信息。可替代地，可穿戴设备200可以包括惯性测量单元(imu)，惯性测量单元利用一个或多个加速计、陀螺仪和磁力计的组合来测量速度、取向和加速。因此，尽管加速计205在本文中一般被称作加速计205，但其可以是任意的运动感测元件或者用于提供加速信息的元件的组合。

根据一些实施例，加速计205具有重力(g)的±4倍的检测范围。然而，该范围可以改变，例如可以是±10g或±2g。另外，加速计205可以具有50赫兹(hz)的采样率，使得加速计205每秒产生150个加速信息点或者在每个轴内产生50个点。然而，采样率可以改变，例如可以是10hz到250hz。

根据一些实施例，可穿戴设备200的一个或多个传感器(例如，加速计205)可以包括内置的温度传感器，例如加速计205内的温度传感器211。例如，加速计205内的温度传感器211可以用于在宽的温度范围内校正加速计205，并且用于测量连接有加速计205的身体区域的温度。也可以使用其它设备组件内包括的其它温度传感器。除了加速计205和温度传感器211之外，可穿戴设备200的其它子组件或元件可以包括被设计成用于测量运动或取向的可穿戴设备200内的一个或多个微机电系统(mems)组件(例如，角速度陀螺仪等)。可替代地或可附加地，可穿戴设备200可以包括分立的温度传感器，例如定位在与可穿戴设备200不同的位置处的温度传感器213。可穿戴设备200可以根据不同的方法和处理来使用由温度传感器211和/或温度传感器213检测的温度信息。为方便起见，在下文中参照了温度传感器211。然而，这种参照不限于仅适用于温度传感器211，而是适用于可穿戴设备200内的或者与可穿戴设备200连接的任意的一个或多个温度传感器。

电触点215可以由导电材料(例如，铜、银、金、铝、水凝胶、导电聚合物等)形成，并且在可穿戴设备200和用户100的皮肤之间提供界面，以便从皮肤接收电信号(例如，ecg、emg等)。电触点215可以包括一个或多个电触点215(例如，两个电触点215)，从而将用户100的皮肤电连接到放大电路，以放大和调节电信号(例如，ecg、emg等)，其中，放大电路可以是模拟前端电路216的一部分。在两个电触点215的情况下，一个触点可以被电配置为正触点，而另一个触点可以被电配置为负触点。然而，在一些方面，可以存在多于两个的电触点，例如4个电触点215(例如，两个正电触点和两个负电触点)、六个电触点215等。

光学传感器217可以在被放置在皮肤表面上时测量光电容积脉搏波(ppg：photoplethysmography)信号，从而允许包括但不限于心率测量、呼吸测量和血氧测量的各种生物测定的监测。光学传感器217可以包括一个或多个能够发射红光、绿光、红外光或者它们的组合的光发射器和一个或多个光转换器(例如，光电二极管、ccd传感器)。利用一个或多个光转换器，光学传感器217能够感测反射光的波长。在该示例中，光学传感器217照射皮肤，并且所反射的光基于诸如动脉或毛细血管床之类的血管中的氧含量而改变强度。因此，脉搏能够被检测为由血管中的氧浓度的变化导致的反射光量的变化，并且因此能够被光学传感器217作为反射光检测。当然，其它的传感器能够包括在诸如加速计205、压力传感器、应变计传感器或声学传感器之类的用于检测脉搏的可穿戴传感器200上，以测量脉搏的机械声学特征。

在不脱离本发明的精神和范围的情况下，除了上述组件之外，可穿戴装置200可以包括一个或多个附加组件。这些组件可以包括显示器(例如，一个或多个发光二极管(led)、液晶显示器(lcd)、有机发光二极管(oled))、扬声器、麦克风、振动马达、气压计、光传感器、光电传感器或者任何其它的用于感测、测量或者量化身体的参数和/或特征的传感器。在本发明的其它实施例中，可穿戴设备200可以包括用于执行例如但不限于水平测量、导电测量和/或压力测量的一个或多个附加传感器模态的组件。例如，可穿戴设备200能够被配置成用于执行这些不同种类的传感器测量的任意组合或者包括除加速计205和温度传感器211之外的用于执行这些不同种类的传感器测量的任意组合的一个或多个组件。

再次参照温度传感器211，根据一些实施例，温度传感器211的主要目的是用于校正加速计205。相应地，温度传感器211不依赖于与物体的直接接触来检测温度。例如，温度传感器211在连接到用户以确定皮肤温度时不需要直接接触用户的皮肤。例如，皮肤温度影响由可穿戴设备200产生的温度信息，而在温度传感器211和皮肤之间不存在直接接触。相应地，温度传感器211能够被完全封装并因此具有防水性，从而提高了耐用性。可以选择封装材料的热传导率，以控制温度传感器211的在不存在直接接触的情况下检测温度的能力。

根据一些实施例，能够利用可穿戴感测设备200来测量用户的血压。

可穿戴设备200的形状因数(formfactor)允许传感器设备在用户100的身体上的不同位置处的定位和再次定位，以便获得高质量的数据。在该示例中，图1中的放置在用户100的肩部上的传感器设备110被设置为心电图(ecg)感测模式，以接收ecg信号并且确定来自用户100的心脏的ecg中的(例如，与r波相关的)脉搏信号特征的时间点。与r波信号的产生同时地，血液通过心脏经由血管被泵送，从而将脉搏传送至整个血管。传感器设备110也能够利用光电容积脉搏波(ppg)传感器或加速计来捕捉脉搏的与脉搏的压力波相关的时间点。然后，能够从ecg波形以及脉搏在传感器设备110的位置处的到达(例如，利用ppg信号数据)确定脉搏到达时间。因为可穿戴设备200与身体适形并且在不使用绑带或其它的在动脉壁上施加可能改变测量值的压力的紧固装置的情况下连接到用户100的皮肤，所以可穿戴设备200能够提供高质量ecg数据和ppg数据。这种紧密连接也减少了运动伪影。加速计205可以用于消除被ppg传感器觉察的噪声。

如上所述，可以采用利用诸如可穿戴设备200之类的传感器设备基于脉搏到达时间测量血压的方法。用于脉搏到达时间的测量的思想依赖于与电极215连接的模拟前端(afe：analogfront-end)放大器216和在远离受检者的心脏的位置(例如，上肩部、手腕、腿等)处的诸如光学传感器217之类的ppg传感器二者的使用。在给定这两个信号的情况下，根据本发明的系统能够确定被称为脉搏到达时间(pat)的数据端点。这种数据具有与受检者的血压的相关性，并且由于突出感测模态(salientsensingmodalities)被完全集成在可穿戴设备200中而仅需要一个设备。在该示例中，图1中的传感器设备110经由图2中的电触点215测量用户100的从心脏产生的心电图(ecg)数据。图1中的传感器设备110也根据从光学传感器217获取的光电容积脉搏波(ppg)来测量脉搏。当然，也可以使用传感器设备上的诸如加速计、压力传感器、应变仪传感器或声学传感器之类的其它类型的传感器来检测脉搏。

图3是示出来自图1中的附接在用户100的肩部上的传感器设备110的数据流的可视化的图表300。第一迹线310是从传感器设备110的电极215感测的ecg的输出。在该示例中，传感器设备110的ecg在250hz处被采样，并且被数字化为16位。第二迹线320是传感器设备110的光学传感器217的ppg输出。在该示例中，光学传感器在400hz处以18位被采样。在第一迹线310上的第一时间点322处检测电波。在第二迹线312上的第二时间点324(例如，压力脉搏的波脚-fpp：footofthepressurepulse)处检测脉搏压力波。如图3所示，两个时间点322和324之间的时间差构成了图1中的用户100的心脏和肩部之间的经过动脉的脉搏到达时间326。

这种时间差是pat度量，并且如果已知从感测位置距心脏的距离，则脉搏波速度(pwv：pulsewavevelocity)度量能够被计算为：

pwv＝距心脏的距离/pat

pwv能够与数学模型或函数一起用于计算血压。例如，一种可用的模型是moens-korteweg方程和hughes方程，它们分别对pwv对血管特征的依赖性以及血管弹性对压力的依赖性进行建模。

moens-koreweg方程：

hughes方程：e＝e0exp(ζp)

其中，e是血管壁的杨氏弹性模量，h是血管壁厚度，r是血管半径，ρ是血液浓度，e0是名义杨氏弹性模量，ζ是数学常数并且p是有效血压。

在该示例中，用户100穿戴传感器设备110并且经由诸如用户设备130之类的智能设备例如通过蓝牙低功耗(ble：bluetoothlowenergy)信号来启用ecg/ppg记录特征。用户可以利用用户设备130上的显示器基于从传感器设备110接收的数据实时可视化ecg波形和ppg波形。在该示例中，然后，用户设备130确定ppg波形的质量，并且如果用户设备130确定质量为低，则用户设备130能够自动地调整传感器设备110的ppg传感器的参数，以提高信号质量。在该示例中，用户设备130经由ble信号发送指令，以调整诸如led输出功率、工作循环、颜色(波长频率)、采样率和led开关时间之类的ppg传感器参数，以提高用于pat测量的光学传感器的信号质量。

一旦波形能够对于使用是能够接受的，则能够校正系统。在校正模式中，出于校正目的，用户设备130指示用户就座并穿戴用于测量血压的血压袖带。根据一些实施例，血压袖带系统可以符合iso81060-2或者类似标准以确保校正过程的准确度。该过程的目的是校正moens-korteweg和hughes方程的与血管特性相关的特征(即，e、h和r)。这导致了持久的校正过程，因为这些参数在比血压变化更长的时间尺度上是恒定的。在血压袖带校正测量完成之后，用户将该值作为变量bpcal,坐存储在用户设备130的存储器中。用户设备130向传感器设备110发送ble指令，以对ecg波形和ppg波形进行30秒的记录。来自波形的数据经由ble信号被发送到用户设备130，并且用户设备130基于图3所示的检测到的波形特征开始计算pat。用户被指示输入传感器设备110和心脏之间的大致距离，从而允许用户设备130计算值pwv坐。该值用作pwv的相对于血压的初始校正点。传感器设备110和心脏之间的距离也能够根据存储在用户设备130中的表格来确定，这些表格基于输入至用户设备130的用户的高度、重量、年龄和其它生物统计测量值来反映传感器的位置和心脏之间的估计距离。该距离也能够通过使用传感器设备110或其它传感器自动地确定。

用户设备130也可以指示用户站立，以计算另一个校正点。类似于上述过程，用户必须使用袖带获取血压校正测量值并且将该值作为bpcal,站输入。然后，智能设备130将ble指令发送到传感器设备110，以对ecg波形和ppg波形进行30秒的记录，并且利用由用户输入的相同距离来计算pwv站。利用两个基于袖带的校正点bpcal,坐和bpcal,站以及相关的pwv数据，用户设备130能够计算moens-korteweg和hughes方程的常数参数。这导致了完全定义的数学模型，该数学模型能够针对由用户设备130确定的任意pwv根据从ecg波形和ppg波形推导出的脉搏到达时间来确定血压。

图4a是可穿戴传感器装置110的俯视图，并且图4b是图1中的可穿戴传感器装置110的仰视图。可穿戴传感器装置110的底部与用户的皮肤接触。可穿戴传感器设备110包括多个岛区410、412、414、416、418和420以及电池422。这些岛区410、412、414、416、418和420与电池422通过柔性导电互连装置424连接到一起。通过这种方式，可穿戴传感器设备110能够适形地接触并且随着用户皮肤的运动而弯曲。

如图4a所示，岛区410、412、414、416、418和420能够用于在可穿戴传感器设备110的顶部表面上安装不同的组件(例如，集成电路)。在该示例中，快闪存储器芯片430安装在岛区410上，微控制器432安装在岛区412上并且能量管理集成电路434安装在岛区414上。该示例中的存储芯片430可以是64mb的存储器芯片，其是图2中的存储器存储模块203的一部分。在该示例中，柔性条436能够附接至另一岛区438。岛区438能够保持光学传感器集成电路440。如图4b所示，柔性条436能够被折叠，以允许光学传感器集成电路440定位在岛区414的底部，以便与用户的皮肤接触。

在可用于图2所示的加速计205的岛区416上可以安装运动传感器6轴内部测量(imu)集成电路446，在岛区418上可以安装心率传感器集成电路448，并且在岛区420上可以安装各种电子支撑组件450。

如图4b所示，岛区410和416以及电池422的底部可以包括四个以上的与皮肤接触的电极460。电极460能够(例如，直接地或者通过放大器)电连接到心率传感器集成电路448。当然，电极460可以作为其它岛区的部分被包括在内，或者被包括在除图4b所示的岛区之外的岛区上的其它位置处。电极460构成图2中的电触点215。在该示例中，电池422和电源管理集成电路434构成图2中的电源209。

在该示例中，微控制器432是由北欧半导体公司制造的板载nrf51822片上系统，该系统用于执行图2中的处理器201和收发器207的功能。在该示例中，心率传感器集成电路448是由德州仪器公司制造的ads1191并且可以是图2中的处理器201的集成部分。光学传感器集成电路440是由美信半导体公司制造的max30101，以记录来自用户皮肤的ppg波形并用作图2中的光学传感器217。因为光学传感器440需要面向皮肤以用于合适的信号获取，所以该组件可以布置在通过柔性条436附接至岛区416的岛区438上。柔性条436在制造时折叠一次，从而得到图4b所示的面向皮肤的光学传感器。可替代地，光学传感器440可以安装在岛区中的一者的面向皮肤的一侧处。如图4b所示，心率传感器集成电路448经由设备的面向皮肤的一侧处的电极460与受检者的皮肤电接触。通过这些面向皮肤的传感器，传感器设备110能够利用共同系统时钟获取ecg波形和ppg波形。时序精度是通过微控制器432和支持硬件设置的数字总线速度的函数。这种时序精度的程度对于血压应用来说是足够的，其中，公差可以高达5毫秒。

如上所述，一旦来自ecg传感器和光学传感器的ecg波形和ppg波形可以被记录，就可以经由蓝牙低功耗(ble)无线电将数据传输到智能设备或等同设备(例如，图1中的用户设备130)，从而进行其它处理。通过用户设备130处理数据的算法将与图3所示的图表一致。该算法将识别各个波形的折点并且比较它们之间的时间差。

图5是在图1所示的系统中测量血压的过程的流程图。在用户设备130和传感器设备110之间执行信号交换(handshaking)(500)。信号交换包括将用于传感器设备110的识别信息和mac地址发送到用户设备130。用户设备130设置初始配置数据，例如传感器110在身体上的位置、采样率和适用的存储参数(502)。

在该示例中，传感器设备110可以将从图2的电触点215接收的ecg信号的输出连续地(或周期性地)发送到用户设备130(504)。ecg信号的输出可以包括一个或多个与特定时间戳相关的样本(例如，2个、3个、4个、5个、10个、20个或者更多个样本)。传感器设备110上的光学传感器也可以将输出ppg信号连续地(或周期性地)发送到用户设备130(506)，输出ppg信号可以包括一个或多个与特定时间戳相关的样本(例如，2个、3个、4个、5个、10个、20个或者更多个样本)。

用户设备130接收来自传感器设备110的ecg输出波形信号和ppg输出波形信号。用户设备130确定ppg波形的质量是否充分(508)。如果ppg波形的质量低(例如，ppg的特征(例如，波脚)是不可分辨的)，则用户设备130调整光学传感器的参数以提高信号质量(510)。然后，再次检查ppg输出波形，以确定ppg波形是否充分(508)。如果ppg的质量仍然没有超过预定阈值，则可以指示用户在身体上重新定位传感器设备110。如果ppg波形的质量是充分的，则在站立和坐下时以血压测量的形式从袖带输入校正数据(512)。基于校正数据，用户设备130确定用于血压确定的常数参数(514)。

用户设备130基于在ecg波形中检测到的pqrs波来感测脉搏(516)。用户设备在感测脉搏时记录与ecg波形相关的时间戳。在压力波到达传感器设备的位置时，用户设备130基于来自光学传感器输出波形的ppg信号的波脚的感测来感测脉搏(518)。用户设备130在感测脉搏时感测与ppg信号相关的时间戳。用户设备130能够基于来自ecg波形的r波的时间戳和来自ppg波形的ppg信号的波脚的时间戳来确定脉搏到达时间。如图3所示，通过确定波形的最大一阶导数并且确定最大一阶导数的切点来确定ppg波形的波脚。用户设备130能够根据脉搏到达时间来确定血压(522)。所确定的血压能够存储在用户设备130的存储器中(524)。

图5所示的过程是通过用户设备130进行的血压的实时确定。上述操作中的一些操作或全部操作能够通过传感器设备110来执行。可替代地，时间戳数据和各个信号能够被传输到云服务器162，并且上述操作中的一些操作或全部操作能够通过云服务器162来执行。可替代地，传感器设备110能够存储波形数据并且将存储的数据周期性地传输到用户设备130，以便在延迟的时间测量血压。

上述示例允许使用单个传感器设备连续地并且非侵入性地从受检者处测量血压，而无需持续地使用血压袖带。使用单个贴片(patch)减轻了对于用于产生精确测量值的诸如多个设备之间的时间同步等高级网络技术的需求。另外，图1、2和4a-4b所示的传感器设备具有柔性和对于身体的机械顺应性，以允许与皮肤紧密贴合，从而得到高保真的ecg波形和ppg波形。该系统的这种特征允许终端用户不打扰地、舒适地使用，从而能够更频繁地进行测量，这些测量能够帮助医生更好地表征其病人的日常生活中的血管健康。

ecg感测模态(sensingmodality)和ppg感测模态在单个可穿戴传感器设备(例如，mc10中可用的biostamptm设备)上的集成允许几乎在身体的任何地方测量pat的能力。这相对于现有技术中的被限制在单个位置(例如，手腕、手指、胸部等)的设备具有优点。使用能够附接在身体周围的各个位置上的可穿戴传感器设备能够表征局部血压并且能够深入了解诸如外周动脉疾病等疾病。另外，单个设备的使用是对需要至少两个其数据需要高度精确地进行时间同步的独立设备的其它系统的改进。在使用用于测量的单个设备时，上述系统不需要时间同步数据。

根据本发明的一些实施例，诸如图2所示的可穿戴传感器设备200的加速计205之类的加速计(或声学传感器)能够用于检测和测量被称为心震图(scg：seismocardiogram)的生物统计信号。例如，由于可穿戴传感器设备200与皮肤(或其它器官)的紧密机械声学连接能够使设备感测从身体的内部器官传播到皮肤表面的机械声学波形，因而通过可穿戴传感器设备200的加速计205能够测量并记录scg信号。这些波形由传感器设备200的板载加速计205转换成该设备能够测量、记录并存储或者传输至诸如图1中的用户设备130之类的其它设备的电信号。根据一些实施例，对于附接在身体中的离患者的心脏或胸部相对远的点处的传感器来说，scg波形可以比ecg的测量更加可靠。

图6是示出心跳时段期间的ecg波形600、scg波形602和血压(bp：bloodpressure)波形604的图。如图6所示，scg波形602的显著特征与由ecg波形600显示的心脏特性以及心脏泵送动作良好地相关。图6示出了ecg波形600上的q点610、r点612和s点614。scg波形602示出了表示来自左心室的血液何时通过主动脉瓣被从心脏喷射的主动脉口点620。bp波形604包括定义了压力脉搏波形中的心脏收缩的开始的压力脉搏波脚(fpp)点624。在远离心脏的测量位置处，bp波形604的fpp624或者“波脚(foot)”标记推动血液穿过血管系统的压力波何时到达远端位置。ecg波形600可以定义q点610和ao点620之间的射血前时段(pep：pre-ejectionperiod)630。在r点612和fpp点624之间示出了脉搏到达时间(pat)632。在ao点620和fpp点624之间示出了脉搏传导时间(ptt：pulsetransittime)634。

在识别图6所示的这些特征时，可以确定心动周期的重要方面。特别地，主动脉口(ao：aorticopening)特征是来自左心室的血液通过主动脉瓣从心脏喷射时的点，该点表示血液周身传播的开始。及时地了解该点可以更全面地了解心脏的机械特性和电气特性之间的关系，从而深入了解脉搏到达时间(pat)、脉搏传导时间(ptt)和射血前时段(pep)之间的差异。

图1中的系统100能够使用远离心脏的传感器设备110利用加速计数据来确定血压。图7a是来自附接到图1所示的用户100的左肩的传感器装置110的输出波形的振幅相对于时间绘制的图表。具体地，图7a示出了来自连接到传感器设备110的电极215的模拟前端(afe：analogfrontend)电路的输出的ecg波形700。在该示例中，来自传感器设备110中的传感器的ecg数据可以在250hz处被采样并且被数字化为16位，并且从ecg数据推导出ecg波形700。图7a还示出了从传感器设备110的加速计获取的scg波形702。图7b是ecg波形700和scg波形702的特写图。ecg波形700包括与ecg信号的r波对应的各个波谷710。scg波形702包括与ao特征点对应的各个波峰712。

scg波形与伴随的ecg波形和ppg波形的结合给出了血管系统的动态的整体图。特别地，与其它的不能从共同位置记录所有的三种感测模态的系统相比，与诸如图1中的传感器设备110等远程传感器中的生物电位(例如，ecg)的和/或光学(例如，ppg)的记录能力组合的诸如加速计等基于运动的传感器具有显著优势。主要优势在于，它可以用于从整个pat计算中除去pep时间。尽管pat测量可以考虑心脏的与通过血管系统进行的血液传播无关的机械过程(例如，左心室等容收缩)，但是实际的ptt测量忽略了这些过程并且仅关注通过血管网络的血液流动。系统能够使用所测量的pep时间来量化(并除去)心脏的通过其腔室(即，心房和心室)使血液循环移动的机械过程相关的时间，这导致了更精确的ptt值。例如，q-r间隔时间能够根据q波和r波的峰值来确定，并且能够从pep时间中减去q-r间隔时间来确定包括在pat测量值中的pep时间的一部分。能够从pat测量值中减去pep时间的该部分，以便更精确地确定ptt测量值。改进的pat计算将仅以通过血管系统的血流的动力学为基础，而不是源自心脏的机电动力学。

在一些实施例中，前述方法至少包括以上列举的那些步骤。在本发明的范围和精神内也可以省略步骤，包括额外的步骤，并且/或则改变本文所述的步骤顺序。还应当注意，前述方法中的每一者可以表示相关步骤的单个序列；然而，期望的是，这些方法中的每一者将以系统性的、重复的方式实施。

虽然已经描述和说明了本发明的特定的实施例和应用，但应当理解，本发明不限于本文发明的精确的构造和成分，并且在不脱离所附权利要求限定的精神和范围的情况下，从前述实施例中显然能够得到各种修改、改变和变型。