用于无创心脏监测的系统、装置和方法与流程

用于无创心脏监测的系统、装置和方法
1.相关申请的交叉引用
2.本技术要求2019年4月1日提交的第62/827,726号美国临时申请的优先权，所述申请的内容特此以全文引用的方式并入本文中。
技术领域
3.本文中的装置、系统和方法涉及用于估计患者的生理特性的无创心脏监测。


背景技术：

4.例如血压和心率的生命体征通常用于指示受试者的状态和健康状况。血压测量通常在使用血压计和血压袖带的临床环境中执行，这对于连续和/或动态血压监测来说可能繁琐且不切实际。其它血压测量技术包含基于脉搏传导时间(ptt)的计算。ptt使用心电图(ecg)和血管容积图(ppg)测量值测量脉搏波在两个动脉部位之间传播所花费的时间。然而，使用ptt的血压估计的精度可能受到例如受试者的年龄、性别、身体组成、力量水平、体重、解剖变异等因素的不利影响。此外，由于包含射血前期(pep)，因此依赖于使用ecg r波所指示的时间点的ptt的血压估计可能不准确，在此期间心脏的左心室经历等容收缩并且血液尚未通过主动脉瓣离开腔室。从心脏传播到远端位置的血液脉搏波的更准确估计可以依赖于阀门打开的机械指示器。因此，可能需要用于血压估计的额外装置、系统和方法。


技术实现要素：

5.此处描述用于提供对一个或多个心脏参数的实时无创监测的心脏监测装置、系统和方法，所述心脏参数可以用于估计患者的生理特性，例如血压。这些系统和方法可以例如接收用户的心脏数据(例如，参考血压、ecg数据、心震图(scg)数据)，处理所述数据以产生至少一个机械心脏参数的值，并且基于所接收和所处理的数据估计所关注的生理特性，例如血压。这可以例如允许在连续或半连续的实时基础上洞察用户的生命体征。本文所描述的用于估计生理特性的装置可以是紧凑的和便携式的，使得它们可以允许进行连续或半连续的实时监测，而不限制用户的日常活动。
6.在一些变型中，估计血压的方法可以包括：接收使用加速计测量的用户的机械心脏数据；从机械心脏数据产生第一时间段和第二时间段的机械心脏参数值；以及基于第一和第二时间段之间的机械心脏参数值的变化来估计用户的血压。在一些变型中，所述方法可以进一步包括接收用户的参考血压以及与用户相关联的队列心脏数据。在这些变型中的一些中，所估计的血压还可以基于参考血压和队列心脏数据。
7.在一些变型中，产生机械心脏参数值可以包括产生多个机械心脏参数的机械心脏参数值。在这些变型中，所估计的血压可以基于多个机械心脏参数的在第一和第二时间段之间的机械心脏参数值的变化总和。
8.在这些变型中的一些中，多个机械心脏参数中的至少一个选自由以下项组成的群组：scg波振幅、最大l2距离、功率谱密度曲线下的面积、样本熵和r波波长。在一些变型中，
机械心脏数据可以包括scg波。在这些变型中的一些中，scg波可以包括scg1波和scg2波。
9.在一些变型中，机械心脏数据可以包括用于第一时间段和第二时间段中的每一个的多个scg波。产生机械心脏参数值可以包括产生第一时间段和第二时间段的平均scg波。在这些变型中的一些中，机械心脏参数值可以从平均scg波导出。在这些变体中的一些中，机械心脏参数可以包括scg波振幅、最大l2范数或距离、功率谱密度曲线下的面积、样本熵，或r波波长。在一些变型中，加速计可以是心震图(scg)传感器。
10.在一些变型中，所述方法可以进一步包括接收使用电极测量的电气心脏数据。在这些变型中的一些中，电极可以是心电图(ecg)电极并且加速计可以是心震图(scg)传感器。在这些变型中的一些中，所述方法可以进一步包括测量作为ecg信号的电气心脏数据以及作为scg信号的机械心脏数据。
11.在这些变型中的一些中，所述方法可以进一步包括从电气心脏数据产生多个电气心脏参数值。电气心脏参数可以包括心率、r波时间点和t波时间点中的一个或多个。在这些变型中的一些中，产生多个电气心脏参数值可以包括使用滑动窗积分在ecg波形上产生r波时间点。在这些变型中的一些中，产生多个电气心脏参数值可以包括使用r波时间点和电气心脏数据的导数在ecg波形上产生t波时间点。在这些变型中的一些中，所述方法可以进一步包括使用r波和t波时间点从机械心脏数据产生scg波时间点。
12.在一些变型中，机械心脏数据可以包括沿着相应轴线测量的第一、第二和第三心震图波形。所述方法可以进一步包括产生包括第一、第二和第三心震图波形的第四心震图波形。
13.在一些变型中，通过以下公式估计血压：在一些变型中，通过以下公式估计血压：其中i是机械心脏参数的数目，bp
est
是用户的所估计的血压，bp
ref
是用户的参考血压，β
i
是第i个队列机械心脏参数值，x
1,i
是第i个机械心脏参数的第一值，并且x
2,i
是第i个机械心脏参数的第二值。
14.在一些变型中，可以通过左胸腔可释放地联接到用户的皮肤。在一些变型中，加速计可以垂直于锁骨间线并且接近胸腔的第五肋间隙与锁骨间线的交点联接到用户。
15.在一些变型中，队列心脏数据可以按年龄、性别、种族和体重指数中的一个或多个分组。在一些变型中，所估计的血压包括收缩压和舒张压中的一个或多个。在一些变型中，第一时间段可以是参考时间段。可以在参考时间段期间使用加速计初始地测量机械心脏数据。
16.在一些变型中，估计血压的方法可以包含以下步骤：接收用户的参考血压、与用户相关联的队列心脏数据，以及在第一和第二时间段的用户的心脏数据。所述方法可以进一步包括使用电极和加速计测量心脏数据。可以处理心脏数据以产生对应于相应第一和第二时间段的机械心脏参数的第一和第二值。所述方法可以进一步包括基于参考血压、队列心脏数据以及机械心脏参数的第一和第二值之间的变化来估计用户的血压。
17.在一些变型中，估计血压的方法可以包含接收用户的参考血压以及在第一和第二时间段的用户的心脏数据的步骤。所述方法可以进一步包括使用心电图(ecg)传感器和心震图(scg)传感器测量心脏数据，每个传感器附接在用户的左胸的皮肤上。所述方法可以进一步包括处理心脏数据以产生对应于r波时间点和t波时间点的电气心脏参数值，并且至少
部分地基于r波和t波时间点产生对应于相应第一和第二时间段的机械心脏参数的第一和第二值。所述方法可以进一步包括接收机械心脏参数的与用户相关联的队列心脏数据。所述方法可以进一步包括基于参考血压、队列心脏数据以及机械心脏参数的第一和第二值之间的变化来估计用户的血压。
18.此处还描述系统。在一些变型中，心脏监测系统可以包括心脏监测器，所述心脏监测器包括心脏传感器，所述心脏传感器包括加速计。心脏传感器可以被配置成可释放地附接到用户的左胸的皮肤并且在第一和第二时间段测量心脏数据。心脏监测器可以进一步包括配置成建立通信信道的通信装置。非暂时性处理器可读存储介质可以被配置成由处理器执行并且包括用于使用通信信道接收心脏数据的指令。所述指令可以进一步包括从第一时间段和第二时间段的心脏数据产生机械心脏参数值。所述指令可以进一步包括基于第一和第二时间段之间的机械心脏参数值的变化来估计用户的血压。
19.在一些变型中，非暂时性处理器可读存储介质进一步包括用于检索用户的参考血压以及与用户相关联的队列心脏数据的指令。在一些变型中，所估计的血压还可以基于参考血压和队列心脏数据。
20.在一些变型中，用于产生机械心脏参数值的指令可以包括用于产生多个机械心脏参数的机械心脏参数值的指令。所估计的血压可以基于多个机械心脏参数的在第一和第二时间段之间的机械心脏参数值的变化总和。
21.在一些变型中，机械心脏参数可以包括scg波振幅、最大l2范数、功率谱密度曲线下的面积、样本熵和r波波长。在一些变型中，心脏监测器可以进一步包括电极，所述电极被配置成测量与心脏的电活动相关联的心脏数据。在这些变型中的一些中，电极可以是心电图(ecg)电极并且加速计可以是心震图(scg)传感器。
22.本文所描述的装置和系统可以执行本文更详细地描述的方法的一个或多个步骤。在一些变型中，非暂时性处理器可读存储介质可以被配置成由处理器执行，并且可以包括用于在第一时间段和第二时间段内接收用户的心脏数据的指令。所述指令可以进一步包括检索用户的参考血压以及与用户相关联的队列心脏数据。所述指令可以进一步包括处理心脏数据以产生对应于相应第一和第二时间段的机械心脏参数的第一和第二值。所述指令可以进一步包括基于参考血压、队列心脏数据以及机械心脏参数的第一和第二值之间的变化来估计用户的血压。
23.此处还描述装置。在一些变型中，用于估计血液的装置可以包括收发器，所述收发器被配置成接收用户的参考血压、与用户相关联的队列心脏数据、在第一和第二时间段的心脏数据，以及对应于相应第一和第二时间段的机械心脏参数的第一和第二值。处理器可以被配置成基于参考血压、队列心脏数据以及机械心脏参数的第一和第二值之间的变化来估计用户的血压。
24.在一些变型中，可以提供心脏监测器，并且心脏监测器可以包含心脏传感器，所述心脏传感器包括电极和加速计。心脏传感器可以被配置成可释放地附接到用户的左胸上的皮肤并且在第一时间段和第二时间段测量心脏数据。存储器可以被配置成存储所测量的心脏数据、用户的参考血压，以及与用户相关联的队列心脏数据。处理器可以被配置成处理心脏数据以产生对应于相应第一和第二时间段的机械心脏参数的第一和第二值。处理器可以进一步被配置成基于参考血压、队列心脏数据以及机械心脏参数的第一和第二值之间的变
化来估计用户的血压。
附图说明
25.图1a和1b是可以用于估计血压的心脏监测器的说明性变型的顶部和底部透视图。图1c是图1a中所示的心脏监测器的侧视图。图1d是图1a中所示的心脏监测器的截面侧视图。
26.图2是心脏监测器的说明性变型的分解透视图。
27.图3a是用于心脏监测器的粘合剂部分的说明性变型的平面图。图3b是图3a中所示的粘合剂部分的分解透视图。
28.图4是附接到用户的心脏监测器的说明性变型的示意图。
29.图5是心脏监测系统的说明性变型的示意性框图。
30.图6a是对接件的说明性变型的透视图。图6b是图6a中所示的对接件的截面侧视图。
31.图7是描述估计血压的方法的说明性变型的流程图。
32.图8a和8b是电气心脏活动的心电图(ecg)波形和机械心脏活动的心震图(scg)波形的说明性变型。
33.图9是描述确定包含r波和t波时间点的电气心脏参数值的方法的说明性变型的流程图。
34.图10是描述确定机械心脏参数值的方法的说明性变型的流程图。
35.图11是描述确定机械心脏参数值的方法的说明性变型的流程图。
36.图12是描述估计血压的方法的说明性变型的流程图。
37.图13是超过70岁男性的所测量和所估计血压数据的图。
38.图14是在20与29岁之间的女性的所测量和所估计血压数据的图。
39.图15a到15d是一组测试对象的人口统计信息的直方图。图15a是年龄分布图。图15b是体重指数(bmi)分布图。图15c是静息收缩压图。图15d是静息舒张压图。
40.图16a是收缩压误差的曲线图。图16b是舒张压误差的曲线图。
具体实施方式
41.此处描述用于无创地监测患者的生理特性(例如，血压)的系统、装置和方法。这些系统、装置和方法可以接收和处理用户心脏数据，以产生可以用于估计血压的机械心脏参数值。系统、装置和方法可以进一步接收参考血压和队列数据，其可以与机械心脏参数结合使用以估计血压。在一些变型中，可以使用可拆卸地附接的心脏监测器无创地连续测量用户心脏数据。如本文所使用，心脏数据可以指在预定时间段内测量的电气和/或机械心脏数据。
42.一般来说，此处描述的系统可以包括心脏监测器以及计算装置、对接件、网络、服务器和数据库中的一个或多个。心脏监测器可以测量用户的心脏数据，并且在一些变型中可以将心脏数据传输到计算装置、对接件、远程服务器和/或数据库以用于处理和分析。在其它变型中，可以在心脏监测器本身上处理和分析心脏数据。如上文所提及，心脏数据可以包括电气心脏数据和/或机械心脏数据。可以使用多个电极测量电气心脏数据并且可以使
用加速计测量机械心脏数据。可以处理和分析心脏数据以产生心脏参数，例如机械心脏参数和电气心脏参数。在一些变型中，例如ecg r波时间点和t波时间点的电气心脏参数值可以用于确定例如scg波时间点的机械心脏参数值。然后，可以仅使用一个或多个机械心脏参数的值来估计用户的生理特性，例如血压(例如，收缩压和舒张压)。例如，可以仅基于从机械心脏数据产生的机械心脏参数值来估计生理特性。换句话说，可以在不直接使用来自电气心脏数据的值的情况下估计生理特性。
43.可以在预定间隔内或连续地执行心脏数据的测量和用户生理特性的估计。可以将估计的结果输出到心脏监测器、计算装置、对接件、网络、服务器、数据库、其组合等中的一个或多个。另外(例如，同时地)或替代地，可以将所得的血压估计输出到医疗保健专业人员和指定用户(例如，伴侣、家人、支援小组)中的一个或多个。
44.i.系统
45.心脏监测系统可以包含使用如本文所描述的描述测量和/或产生心脏参数值所需的组件中的一个或多个。图5是心脏监测系统(500)的变化的框图。如图所示，系统(500)可以包括心脏监测器(510)、对接件(512)、计算装置(520、522)、网络(530)、数据库(540)和服务器(550)。系统(500)可以包括心脏监测器(510)，所述心脏监测器被配置成可拆卸地附接到用户(502)并且测量用户的心脏数据。如本文中更详细地描述，心脏监测器(510)可以包括心脏传感器，所述心脏传感器包括多个电极(例如，一对电极)和加速计。在一些变型中，心脏监测器(510)可以被配置成可释放地附接到用户的左胸的皮肤(例如，在用户的胸腔上方或在用户的锁骨附近和下方)。
46.心脏监测器(510)可以进一步包括配置成建立通信信道的通信装置。心脏监测器(510)可以通过一个或多个有线或无线通信信道耦合到计算装置(520)。计算装置(520)可以可操作地耦合到一个或多个网络(530)、数据库(540)，和/或服务器(550)。网络(530)可以包括一个或多个数据库(540)和服务器(550)。在一些变型中，可以允许例如医疗保健专业人员的另一用户(未示出)通过相应计算装置(522)访问心脏监测器(510)。在一些变型中，心脏监测器(510)可以直接连接到网络(530)、数据库(540)和服务器(550)中的任一个。在一些变型中，心脏监测器(510)可以耦合到对接件(512)，以用于存储、再充电、传送数据、其组合等。
47.在一些变型中，所测量的心脏数据可以在系统(500)的装置中的任一个上进行处理，而在其它变型中，处理可以分布在多个装置上。在一些变型中，心脏数据处理可以包括过滤数据(例如，减少噪声、平均波形)，确定心脏波形中的关键事件(例如，ecg波形中的r波和t波、scg波形中的scg1和scg2波)，以及产生用于估计生理特性的机械心脏参数值。在一些变型中，心脏数据和用户识别信息可以根据hipaa法规进行加密和存储。
48.心脏监测器
49.一般来说，此处所描述的心脏监测器可以被配置成在多个时间段期间测量用户心脏数据。在一些变型中，可以将所测量的心脏数据传输到计算装置，以进行如本文所描述的数据处理和血压估计。可以从一个或多个计算装置控制心脏监测器。在一些变型中，此处所描述的心脏监测器可以被配置成仅执行本文所描述的测量、处理和估计步骤的子集。
50.图1a和1b是心脏监测器(100)的变化的顶部和底部透视图。图1c是侧视图，并且图1d是图1a中所示的心脏监测器(100)的截面侧视图。如此处所描绘，心脏监测器(100)可以
包括衬底(110)、机械心脏活动传感器(120)、电气心脏活动传感器(130)和控制器(140)。在一些变型中，衬底(110)可以包括柔性生物相容的材料。例如，衬底(110)可以包括硅酮或任何合适的塑料，例如，低硬度氨基甲酸酯、尼龙和聚乙烯。
51.衬底(110)可以限定第一外壳(112)、第二外壳(114)和第三外壳(116)。外壳(112，114，116)可以被配置成容纳心脏监测器的电子组件。例如，外壳(112，114，116)可以被配置成容纳一个或多个组件，包含机械心脏活动传感器(120)(例如，加速计)、电气心脏活动传感器(130、132)(例如，电极)、控制器(140)(包括例如处理器和存储器)、通信装置(例如，收发器)，以及电源(例如，电池)。如图1d中所描绘，在一些变型中，机械心脏活动传感器(120)和控制器(140)可以安置在第一外壳(112)中，第一电气心脏活动传感器(130)可以安置在第二外壳(114)中，并且第二电气心脏活动传感器(132)可以安置在第三外壳(116)中。
52.衬底(110)可以包括：第一侧(例如，平坦侧)，所述第一侧被配置成当心脏监测器(100)在使用中时接触或以其它方式面向用户的皮肤；以及与第一侧相对的第二侧，所述第二侧被配置成在使用中背对用户。心脏活动传感器(120、130、132)中的每一个可以安置在衬底(110)的第一侧上，所述第一侧可以被配置成经由粘合剂部分(图1中未示出)的水凝胶接触用户的皮肤。此配置可以允许传感器(120、130、132)无创地连续产生心脏数据，而不损害用户移动和功能。衬底(110)的第二侧可以被配置成保护心脏活动传感器(120、130、132)免受损坏。第二外壳(114)可以位于心脏监测器(110)的第一部分(例如，左侧)上，第三外壳(116)可以位于心脏监测器(110)的第二部分(例如，右侧)上，并且第一外壳(112)可以位于第二和第三外壳(114、116)之间。因此，第一和第二电气心脏活动传感器(130、132)可以彼此间隔开。在一些变型中，传感器(120、130、132)可以沿着衬底(110)的纵轴安置。另外，虽然第一外壳(112)被描绘为具有方形或矩形形状，并且第二和第三(114、116)外壳被描绘为具有圆形形状，但情况不一定如此。在其它变型中，外壳可以具有不同形状，包含例如几何形状(例如，球形、多边形)、符号(例如，字母、数字、标志)、其组合等。
53.如上文所提及，心脏监测器(110)可以包括：机械心脏活动传感器(120)，其被配置成测量和/或产生机械心脏数据；以及电气心脏活动传感器(130、132)，其被配置成测量和/或产生电气心脏数据。在一些变型中，电气心脏数据可以包括表示心脏的电活动的时间相关心电图波形，并且机械心脏数据可以包括沿着对应于心脏的机械动力学的正交轴的三个时间相关加速计波形。在一些变型中，机械心脏活动传感器(120)可以是加速计，并且电气心脏活动传感器(130、132)可以是电极。在一些变型中，机械心脏活动传感器(120)可以是心震图(scg)传感器，并且电气心脏活动传感器(130、132)可以是心电图(ecg)电极。在一些变型中，电气心脏活动传感器(130、132)可以具有在约
‑
5mv与约5mv之间的测量范围，分辨率约为0.000265mv。在一些变型中，机械心脏活动传感器(120)可以包括微机电系统(mems)装置。另外或替代地，机械心脏活动传感器(120)可以被配置成以约0.488mg的分辨率测量约
‑
4g与+4g之间的加速度，测量约
‑
2g与+2g之间的加速度，测量约
‑
8g与+8g之间的加速度，测量约
‑
16g与+16g之间的加速度，包含其间的所有值和子范围。例如，机械心脏活动传感器(120)可以是14位传感器。
54.在一些变型中，心脏监测器可以包括一个或多个视觉指示器(例如，发光二极管)，所述视觉指示器被配置成传送心脏监测器的操作状态(例如，接通、再充电、测量心脏数据、误差、低功率)。
55.图2是心脏监测器(200)的说明性变型的分解透视图。如此处所描绘，心脏监测器(200)可以包括衬底(210)、电池(220)、控制器(230)、粘合剂部分(240)、传感器层(250)、电气心脏活动传感器(252、256)、机械心脏活动传感器(254)、连接器(258)、第一粘合剂层(260)、水凝胶(270)和第二粘合剂层(280)。心脏监测器(200)可以包括衬底(210)、电池(220)和控制器(230)。电池(220)和控制器(230)可以安置在衬底(210)的外壳中。控制器(230)可以包括例如处理器、存储器和模/数转换器(adc)电路。心脏监测器可以进一步包括通信装置(图2中未示出)，所述通信装置包括天线。在一些变型中，控制器(230)可以被配置成控制逻辑、信号和数据处理、分析、估计、通信、校准、诊断、存储、加密、认证等中的一个或多个。
56.衬底(210)可以容纳心脏监测器(200)的电子组件并且可以形成心脏监测器(200)的耐久组件。在一些变型中，衬底(210)可以可释放地联接到粘合剂部分(240)，所述粘合剂部分可以被配置成在预定时间段内(例如，高达约24小时、高达约48小时、高达约72小时、高达约96小时，包含其间的所有值和子范围)附接到用户的皮肤。衬底(210)可以是心脏监测器(200)的可再用部分，并且粘合剂部分(240)可以是一次性的且根据需要替换。在一些变型中，衬底(210)可以与粘合剂部分(240)分开提供。
57.如先前所提及，心脏监测器(200)可以包括传感器层(250)，所述传感器层可以包括一个或多个传感器并且可以联接到衬底(210)或与衬底(210)一体地形成。传感器层(250)可以是柔性并且可以由热塑性聚合物构成，所述热塑性聚合物包含例如聚对苯二甲酸乙二醇酯(pet)、尼龙、聚氨酯或聚乙烯(pe)。在一些变型中，传感器层(250)可以粘附到衬底(210)以形成不透水密封。一组电极(252、256)和加速计(254)可以在传感器层(250)中间隔开安置。电极(252、256)可以由导电衬垫构成，所述导电衬垫被配置成通过粘合剂部分(240)接触用户的皮肤。例如，在一些变型中，电极(252、256)可以包括厚度在约0.5mm与约3mm之间的铜衬垫。传感器(252、254、256)可以经由传感器层(250)中的电引线(未示出)耦合到控制器(230)。在一些变型中，传感器层(250)可以包括连接器(258)，例如被配置成连接到电源(例如，对接件)的一组电引脚(例如，充电引脚)。例如，连接器(258)可以被配置成电耦合到电池(220)以进行再充电，并且电耦合到控制器(230)以进行通信(例如，数据传送)。
58.粘合剂部分(240)可以包含多个粘合剂层。例如，在一些变型中，粘合剂部分(240)可以包括第一粘合剂层(260)和第二粘合剂层(280)。第一粘合剂层(260)可以被配置成可释放地附接到传感器层(254)，并且第二粘合剂层(280)可以被配置成可释放地附接到用户的皮肤。一个或多个水凝胶(270)可以联接在第一粘合剂层(260)与第二粘合剂层(280)之间，并且水凝胶可以被配置成充当传感器层(254)与皮肤之间的信号接口。第一和第二粘合剂层(260、280)中的每一个可以限定与安置在传感器层(250)中的传感器对准的开口。水凝胶(270)可以被配置成与传感器层(250)中的传感器接触和对准，并且装配在第一和第二粘合剂层(260、280)的开口内。当心脏监测器(200)附接到用户的皮肤时，传感器(252、254、256)可以通过水凝胶(270)接触皮肤。如将相对于图3a和3b更详细地描述，粘合剂部分可以包括一个或多个离型衬垫，所述离型衬垫可以通过在使用之前覆盖粘合剂而有助于存储和运输粘合剂部分。例如，可以在应用于心脏监测器和用户的皮肤之前移除一个或多个离型衬垫。
59.转向图3a和3b，分别存在粘合剂部分(300)的变化的平面图以及粘合剂部分(300)的分解透视图。粘合剂部分(300)可以包括第一离型层(310)(例如，离型衬垫)、第一粘合剂层(320)、第二粘合剂层(330)、第三粘合剂层(340)、一组水凝胶(350)和第二离型层(360)。在一些变型中，第一粘合剂层(320)可以被配置成可释放地附接到心脏监测器的衬底(未示出)，并且第三粘合剂层(340)可以被配置成可释放地附接到用户的皮肤(未示出)。第一、第二和第三粘合剂层(320、330、340)中的每一个可以限定可以与对应心脏监测器的传感器对准的开口。水凝胶(350)可以被配置成与粘合剂层(320、330、340)中的开口对准。水凝胶(350)可以被配置成可释放地附接到用户的皮肤，并且心脏监测器的传感器可以有助于传感器层与用户的皮肤之间的信号测量。例如，当心脏监测器附接到用户的皮肤时，传感器层的传感器可以通过安置在传感器与皮肤之间的水凝胶(350)从皮肤接收信号。粘合剂层(320、330、340)可以包括任何生物相容的粘合剂。粘合剂层可以包括热塑性薄膜载体，例如具有硅酮或丙烯酸粘合剂的聚酯(pet)。
60.用户可以在测量心脏数据之前将粘合剂部分(300)应用于心脏监测器和皮肤。例如，为了将心脏监测器可释放地联接到皮肤，可以使用第一凸片(312)将第一离型层(310)从第一粘合剂层(320)剥离，并且可以将第一粘合剂层(320)施加在心脏监测器的传感器层上方。然后可以使用第二凸片(362)将第二离型层(360)从第三粘合剂层(340)剥离，并且可以将第三粘合剂层(340)施加在用户的皮肤上方。然而，可以按任何次序剥离离型层(310、320)以及施加粘合剂层(320、340)。
61.图4是附接到用户(400)的心脏监测器(450)的示意性描绘。如图4中所示，心脏监测器(450)可以可释放地联接到在左胸上方、在胸肌正下方的用户(400)的皮肤。附接到用户(400)的心脏监测器(450)的位置和定向可以确定由心脏监测器(450)测量的信号的强度和/或质量。例如，心脏监测器(450)可以平放在胸部的左下部分上，例如在心脏的心尖搏动顶部，大约在锁骨骨骼(410)的锁骨间线(420)与胸腔(未示出)的第五肋间隙相交的位置(例如，在最大搏动点(pmi)处)。心脏监测器(450)可以垂直于锁骨间线(420)定向。此布置允许机械心脏活动传感器在跳动的心脏撞击胸壁时测量振动的高信噪比心震图波形。此外，相对于心尖搏动水平地定位心脏监测器(450)允许电气心脏活动传感器测量高信噪比心电图波形。
62.在其它变型中，心脏监测器(450)可以可释放地联接到用户的胸部的不同部分。例如，在一些情况下，心脏监测器(450)可以联接到接近胸骨或锁骨(例如，在锁骨下方、胸骨左侧)的用户的皮肤以测量机械振动，并且在一些变型中处于倾斜定向。例如，心脏监测器(450)可以位于上胸部上，以与心脏的电信号传播对准。心脏监测器(450)可以相对于胸骨轴倾斜地定向在约
±
30度、
±
45度和
±
60度之间，包含其间的所有值和子范围。心脏监测器(450)可以在可以测量合适的电气心脏数据(例如，ecg波形)的任何位置处联接到用户的皮肤。
63.附接到用户(400)的心脏监测器(450)可以同步地半连续地或连续地测量心电图和心震图波形。在一些变型中，可以使用机械心脏活动传感器(例如，加速计)测量心震图波形。机械心脏活动传感器可以被配置成在三维上测量心震图波形。例如，心脏监测器(450)可以产生对应于x轴(460)、y轴(470)和z轴(480)中的每一个的心震图波形。x轴(460)对应于心脏的水平运动，y轴(470)对应于心脏的垂直运动，并且z轴(480)对应于沿着垂直于胸
腔表面的向量的运动。
64.计算装置
65.一般来说，此处描述的计算装置可以包括控制器，所述控制器包括处理器(例如，cpu)和存储器(其可以包含一个或多个非暂时性计算机可读存储介质)。处理器可以并入通过通信信道从存储器接收的数据，以控制系统的一个或多个组件(例如，心脏监测器(510))。存储器可以进一步存储指令以使处理器执行与本文所描述的方法相关联的模块、过程和/或功能。如本文所使用，计算装置可以指如图5中所描绘的计算装置(520、522)、数据库(540)和服务器(550)中的任一个。在一些变型中，存储器和处理器可以在单个芯片上实施。在其它变型中，它们可以在单独芯片上实施。
66.控制器可以被配置成接收并处理来自心脏监测器的心脏数据以及来自其它源(例如，计算装置(520、522)、数据库(540)、用户输入)的其它数据(例如，队列数据、参考血压)。计算装置可以被配置成接收、处理、编译、存储和存取数据。在一些变型中，计算装置可以被配置成存取和/或接收来自不同源的数据。计算装置可以被配置成接收直接从患者输入和/或测量的数据。另外或替代地，计算装置可以被配置成从单独装置(例如，智能电话、平板计算机、计算机)和/或从存储介质(例如，快闪驱动器、存储卡)接收数据。计算装置可以通过网络连接(如本文更详细地论述)或通过与装置或存储介质的物理连接(例如，通过通用串行总线(usb)或任何其它类型的端口)接收数据。计算装置可以包含各种装置中的任一个，例如蜂窝电话(例如，智能电话)、平板计算机、膝上型计算机、台式计算机、便携式媒体播放器、可穿戴数字装置(例如，数字眼镜、腕带、手表、胸针、臂章、虚拟现实/增强现实耳机)、电视机、机顶盒(例如，有线电视盒、视频播放器、视频流式传输装置)、游戏系统等。
67.计算装置可以被配置成接收各种类型的数据。例如，计算装置可以被配置成接收患者的个人数据(例如，性别、体重、生日、年龄、身高、诊断日期、使用装置的周年日期等)、患者的心脏数据(例如，血压数据、心率数据)、其它类似地情况患者的一般健康状况信息(例如，队列心脏数据)，或任何其它相关信息。在一些变型中，计算装置可以被配置成创建、接收和/或存储患者简档。患者简档可以包含先前描述的患者特定信息中的任一个。虽然上述信息可以由计算装置接收，但在一些变型中，计算装置可以被配置成使用存储在装置本身上或外部的软件处理来自其已接收的信息的任何上述数据。
68.处理器可以是被配置成运行和/或执行一组指令或代码的任何合适的处理装置，并且可以包含一个或多个数据处理器、图像处理器、图形处理单元、物理处理单元、数字信号处理器和/或中央处理单元。处理器可以是例如通用处理器、现场可编程门阵列(fpga)、专用集成电路(asic)等。处理器可以被配置成运行和/或执行与系统和/或与其相关联的网络相关联的应用程序进程和/或其它模块、过程和/或功能。可以提供各种组件类型的基础装置技术，例如，如互补金属氧化物半导体(cmos)的金属氧化物半导体场效应晶体管(mosfet)技术、如发射极耦合逻辑(ecl)的双极技术、聚合物技术(例如，硅共轭聚合物和金属共轭聚合物
‑
金属结构)、混合模拟和数字等。
69.在一些变型中，存储器可以包含数据库(未示出)并且可以是例如随机存取存储器(ram)、存储器缓冲器、硬盘驱动器、可擦除可编程只读存储器(eprom)、电可擦除只读存储器(eeprom)、只读存储器(rom)、快闪存储器等。存储器可以存储指令以使处理器执行与通信装置相关联的模块、过程和/或功能，例如心脏数据处理、心脏参数估计、心脏监测器控制
和/或通信。本文描述的一些变型涉及具有非暂时性计算机可读介质(也可以称为非暂时性处理器可读介质)的计算机存储产品，其上具有用于执行各种计算机实施的操作的指令或计算机代码。计算机可读介质(或处理器可读介质)从其本身不包含暂时性传播信号的意义来说是非暂时性的(例如，在例如空间或电缆的传输介质上承载信息的传播电磁波)。介质和计算机代码(也可以称为代码或算法)可以是为特定目的而设计和构造的那些。
70.非暂时性计算机可读介质的实例包含，但不限于，磁存储介质，例如硬盘、软盘以及磁带；光存储介质，例如光盘/数字视频光盘(cd/dvd)；光盘只读存储器(cd
‑
rom)和全息装置；磁光存储介质，例如光盘；固态存储装置，例如固态驱动器(ssd)和固态混合驱动器(sshd)；载波信号处理模块；以及被专门配置用于存储和执行程序代码的硬件装置，例如专用集成电路(asic)、可编程逻辑装置(pld)、只读存储器(rom)和随机存取存储器(ram)装置。本文描述的其它变型涉及计算机程序产品，其可以包含例如本文公开的指令和/或计算机代码。
71.本文中所描述的系统、装置和/或方法可以由软件(在硬件上执行)、硬件或其组合执行。硬件模块可以包含例如通用处理器(或微处理器或微控制器)、现场可编程门阵列(fpga)和/或专用集成电路(asic)。软件模块(在硬件上执行)可以表达为多种软件语言(例如，计算机代码)，包含c、c++、python、ruby、visual和/或其它面向对象的、程序性的或其它编程语言和开发工具。计算机代码的实例包含但不限于微码或微指令、机器指令(例如通过编译器产生)、用于产生网络服务的代码，以及含有通过计算机使用解释器执行的高级指令的文件。计算机代码的附加实例包含但不限于控制信号、加密代码和压缩代码。
72.在一些变型中，计算装置(520、522)可以进一步包括通信装置，所述通信装置被配置成允许用户和/或医疗保健专业人员控制系统的装置中的一个或多个。通信装置可以包括网络接口，所述网络接口被配置成通过有线或无线连接将计算装置连接到另一系统(例如，互联网、远程服务器、数据库)。在一些变型中，计算装置(520、522)可以经由一个或多个有线和/或无线网络与其它装置通信。在一些变型中，网络接口可以包括射频接收器、发射器和/或光学(例如，红外)接收器和发射器，其被配置成与一个或多个装置和/或网络通信。网络接口可以通过导线和/或无线地与心脏监测器(510)、网络(530)、数据库(540)和服务器(550)中的一个或多个通信。
73.网络接口可以包括rf电路，所述rf电路被配置成接收和发送rf信号。rf电路可以将电信号转换成电磁信号/从电磁信号转换电信号并且经由电磁信号与通信网络和其它通信装置通信。rf电路可以包括用于执行这些功能的公知电路，包含但不限于天线系统、rf收发器、一个或多个放大器、调谐器、一个或多个振荡器、数字信号处理器、编解码器芯片组、订户身份模块(sim)卡、存储器等。
74.通过计算装置和测量装置中的任一个的无线通信可以使用多种通信标准、协议和技术中的任一种，包含但不限于，全球移动通信系统(gsm)、增强型数据gsm环境(edge)、高速下行链路分组接入(hsdpa)、高速上行链路分组接入(hsupa)、演进
‑
仅数据(ev
‑
do)、hspa、hspa+、双小区hspa(dc
‑
hspda)、长期演进(lte)、近场通信(nfc)、宽带码分多址(w
‑
cdma)、码分多址(cdma)、时分多址(tdma)、蓝牙、无线保真(wi
‑
fi)(例如，ieee 802.11a、ieee 802.11b、ieee 802.11g、ieee 802.11n等)、基于互联网协议的语音业务(voip)、wi
‑
max、电子邮件协议(例如，互联网消息访问协议(imap)和/或邮局协议(pop))、即时通讯(例如，可扩展消息与存在协议(xmpp)、针对即时通讯和现场支持扩展的会话发起协议(simple)、即时通讯和在线状态服务(imps))和/或短消息服务(sms)或任何其它合适的通信协议。在一些变型中，本文中的装置可以直接彼此通信，而不通过网络(例如，通过nfc、蓝牙、wifi、rfid等)传输数据。
75.通信装置可以进一步包括用户接口，所述用户接口被配置成允许用户(例如，受试者、预定联系人，例如伴侣、家庭成员、医疗保健专业人员等)控制计算装置。通信装置可以允许用户直接地和/或远程地与计算装置交互和/或控制计算装置。例如，计算装置的用户接口可以包含供用户输入命令的输入装置以及供用户接收输出(例如，显示装置上的血压读数)的输出装置。
76.用户接口的输出装置可以输出血压估计并且可以包括显示装置和音频装置中的一个或多个。由服务器(550)产生的数据分析可以由计算装置(520、522)的输出装置(例如，显示器)显示。用于血压估计的数据，例如用户的参考血压、队列心脏数据和来自心脏监测器(510)的心脏数据可以通过网络接口接收并且通过计算装置(520)的一个或多个输出装置在视觉上和/或听觉上输出。在一些变型中，输出装置可以包括显示装置，所述显示装置包含发光二极管(led)、液晶显示器(lcd)、电致发光显示器(eld)、等离子体显示板(pdp)、薄膜晶体管(tft)、有机发光二极管(oled)、电子纸/电子墨水显示器、激光显示器和/或全息显示器中的至少一个。
77.音频装置可以可听地输出心脏数据、心脏参数数据、系统数据、警报和/或通知。例如，当所估计的血压落在预定范围外时或当检测到心脏监测器(510)中的故障时，音频装置可以输出可听警报。在一些变型中，音频装置可以包括扬声器、压电音频装置、磁致伸缩扬声器和/或数字扬声器中的至少一个。在一些变型中，用户可以使用音频装置和通信信道与其它用户通信。例如，用户可以与远程医疗保健专业人员形成音频通信信道(例如，voip呼叫)。
78.在一些变型中，用户接口可以包括输入装置(例如，触摸屏)和输出装置(例如，显示装置)，并且被配置成从心脏监测器(510)、网络(530)、数据库(540)和服务器(550)中的一个或多个接收输入数据。例如，输入装置(例如，键盘、按钮、触摸屏)的用户控制可以由用户接口接收，并且然后可以由用于用户接口的处理器和存储器处理以将控制信号输出到心脏监测器(510)。输入装置的一些变型可以包括被配置成产生控制信号的至少一个开关。例如，输入装置可以包括用于用户提供对应于控制信号的输入(例如，对触摸表面的手指接触)的触摸表面。包括触摸表面的输入装置可以被配置成使用多种触摸敏感技术中的任一种检测触摸表面上的接触和移动，所述多种触摸敏感技术包含电容、电阻、红外、光学成像、色散信号、声波脉冲辨识和表面声波技术。在包括至少一个开关的输入装置的变型中，开关可以包括例如按钮(例如，硬键、软键)、触摸表面、键盘、模拟杆(例如，操纵杆)、方向垫、鼠标、轨迹球、拨盘、步进开关、摇臂开关、指针装置(例如，触控笔)、运动传感器、图像传感器和麦克风中的至少一个。运动传感器可以从光学传感器接收用户移动数据并将用户手势分类为控制信号。麦克风可以接收音频数据并且将用户语音识别为控制信号。
79.触觉装置可以并入到输入装置和输出装置中的一个或多个中，以向用户提供额外的感觉输出(力反馈)。例如，触觉装置可以产生触觉响应(例如，振动)以确认对输入装置
(例如，触摸表面)的用户输入。作为另一实例，触觉反馈可以通知用户输入由计算装置覆盖。
80.网络
81.在一些变型中，本文所描述的系统和方法可以经由例如一个或多个网络与其它计算装置通信，所述网络中的每一个可以是任何类型的网络(例如，有线网络、无线网络)通信可以或可以不加密。无线网络可以指未通过任何类型的电缆连接的任何类型的数字网络。无线网络中的无线通信的实例包含但不限于，蜂窝、无线电、卫星以及微波通信。然而，无线网络可以连接到有线网络，以便与互联网、其他运营商语音和数据网络、商业网络以及个人网络连接。有线网络通常通过铜双绞线、同轴电缆和/或光纤电缆承载。存在许多不同类型的有线网络，包含广域网(wan)、城域网(man)、局域网(lan)、互联网(ian)、校园网(can)、全球区域网(gan)(如互联网)，以及虚拟专用网(vpn)。在下文中，网络是指通常通过互联网互连的无线、有线、公共以及私有数据网络的任何组合，以提供统一的联网和信息存取系统。
82.蜂窝通信可以包括诸如gsm、pcs、cdma或gprs、w
‑
cdma、edge或cdma2000、lte、wimax以及5g网络标准的技术。一些无线网络部署组合来自多个蜂窝网络的网络或使用蜂窝、wi
‑
fi以及卫星通信的混合。
83.当接收或记录心脏数据时，可以或可以不实时执行处理器与心脏监测器之间的通信。处理器可以与心脏监测器位于同一壳体中，或与心脏监测器位于相同房间或建筑物中的单独壳体中。处理器还可以位于远离心脏监测器的位置(例如，不同建筑物、城市、国家)。
84.对接件
85.在一些变型中，心脏监测系统(500)可以包含对接件(512)，所述对接件可以被配置成在不使用时保持和固定心脏监测器(510)，以用于充电、存储、运输和处理中的一个或多个。图6a和图6b是对接件(600)的变化的相应透视图和截面侧视图。对接件(600)可以包括外壳(610)，所述外壳包括成形为容纳心脏监测器(650)的内部凹口。外壳(610)可以包括通过铰链(616)可旋转地联接的第一部分(610)和第二部分(620)。对接件(600)可以被配置成保持例如心脏监测器(650)的可再用部分。例如，第一部分(610)可以包括多个凹口，每个对应于在心脏监测器(650)的衬底中的外壳的大小和形状。例如，第一部分(610)可以包括第一圆形凹口、第二圆形凹口，以及在第一圆形凹口与第二圆形凹口之间的方形凹口。第二部分(620)可以包括对应于心脏监测器(650)的第一侧(例如，面向用户)的大小和形状的凹口。例如，第二部分(620)可以包括椭圆形凹口。在一些变型中，对接件(600)可以包括第二外壳(未示出)，所述第二外壳被配置成保持与心脏监测器(650)分离的一个或多个粘合剂部分。例如，第二外壳可以限定对接件(600)的第一部分(612)或第二部分(620)中的开口或隔室。
86.在一些变型中，对接件(600)可以包括被配置成与心脏监测器(650)建立电源和/或数据连接的电源和/或数据连接器(620)。对接件(600)可以被配置成通过将对接件(600)的连接器(620)电耦合到心脏监测器(650)的对应连接器而对心脏监测器(600)的内部电源进行再充电。例如，电源连接器(620)可以包括一组弹簧针、usb连接器，或任何合适的连接器中的一个或多个。对接件(600)可以包括内部电源(例如，锂离子电池)和/或被配置成耦合到电源的连接器中的一个或多个。在一些变型中，对接件(600)可以包括一个或多个视觉指示器(例如，发光二极管)，所述视觉指示器被配置成传送对接件(600)的操作状态(例如，
接通、为心脏监测器再充电、误差、低功率)。例如，对接件(600)的led可以被配置成当放置于对接件(600)中的心脏监测器(650)充电时发射红光，并且当已完成充电过程时发射绿光。
87.在一些变型中，对接件(600)可以包括通信装置，所述通信装置被配置成与心脏监测器(650)和计算装置中的一个或多个形成通信信道。例如，对接件(600)可以被配置成形成有线或无线通信信道，以从心脏监测器(650)接收心脏数据。对接件(600)可以被配置成使用通信信道通过心脏监测器(650)传输和/或接收数据，包含但不限于，用户数据、心脏数据、配置数据、装置数据、固件更新等。
88.ii.方法
89.此处还描述用于使用本文所描述的系统和装置无创地监测患者的生理特性的方法。具体来说，本文所描述的系统、装置和方法可以用于精确地估计和跟踪例如血压的生理特性的值。确定血压的常规方法通常需要使用工具，例如血压袖带和听诊器，这可能会很麻烦、非医疗专业人员很难使用，并且在临床环境之外也很难使用。这些常规方法也无法提供连续或半连续监测，需要中断正常的日常活动并且缺乏隐私。本文所描述的方法在若干方面相对于常规方法是有利的。例如，使用本文所描述的心脏监测器为非医疗专业人员提供准确地、连续地或半连续地、无创地并且离散地确定和跟踪血压而不中断其日常活动的能力。装置、系统和方法易于非医疗专业人员使用并且需要很少的训练，允许在公共场合进行私人血压确定，并且提供一种确定和跟踪重要的健康状况指标的舒适和便携方式。此外，因为心脏监测器可以是柔性的并且可以包括生物相容的粘合剂或以其它方式与生物相容的粘合剂一起使用，所以心脏监测器可以保持舒适地且连续地可穿戴数天到数周，而不干扰用户的活动并且没有显著的维护。
90.另外，无论用户的年龄、性别或当前活动水平如何，本文所描述的方法有利地提供用户的血压的准确确定。如本文中将更详细地描述，此处所描述的方法可以利用一个或多个机械心脏参数的变化来估计用户的血压，并且与常规技术相比，所述方法并不依赖于从多个信号或指示此的信号获得的心脏事件之间的时间差的计算(例如，利用脉搏传导时间的方法)。因此，本文所描述的方法可以准确地并且在一些情况下更准确地估计不同性别(男性或女性)和年龄(20岁以下、20
‑
29岁、30
‑
39岁、40
‑
49岁、50
‑
59岁、60
‑
69岁、70岁以上)的用户的血压，以及当用户参与不同的活动时的血压(例如，在休息期间、在轻度运动期间、在剧烈运动期间、在精神紧张的任务期间)。此外，所描述的方法与利用ptt的近端和远端脉博测量的组合的方法不同，其中远端脉博测量相对于心脏水平的位置可能导致较差的血压估计。
91.可以用各种方式使用所确定的生理特性，例如血压。例如，如本文将描述，生理特性可以在计算装置上显示给用户和/或可以存储在计算装置上或服务器上，以供稍后在计算装置上查看。在一些情况下，所描述的生理特性可以与来自其它装置或移动应用程序(例如，活动或健身追踪器、睡眠跟踪器、血糖仪、启用互联网的秤和/或身体组成装置、冥想跟踪器等)的数据结合使用，从而为用户或医疗保健专业人员提供用户健康状况的更全面视图。在一些变型中，所确定的生理特性、心脏数据、机械心脏参数和/或电气心脏参数可以被导出到移动应用程序或装置或由移动应用程序或装置使用，所述移动应用程序或装置可以结合其它健康状况相关数据(例如，活动数据、健身数据、睡眠数据、体重、体脂百分比、温
度、血糖等)分析它们。在一些变型中，所确定的生理特性的值和/或从所述值建立的趋势可以用于预测未来健康(例如，心脏)事件。另外或替代地，在一些变型中，生理特性可以用于远程地监测和/或管理用户。例如，可以使用移动应用程序更积极地且更全面地监测具有心血管疾病或其它心脏病的已知风险因素的用户。例如初级保健医生和/或心脏保健团队的医疗保健提供者可以使用所述信息来调整药物疗程、临床评估和/或告知治疗决策。在另一实例中，可以监测具有高血压或伴随疾病风险因素的用户，以告知临床医生治疗效果和/或防止疾病进一步进展。
92.估计血压
93.当生理特性是血压时，用于估计用户的血压的方法通常可以包括接收使用加速计测量的用户的机械心脏数据，以及使用机械心脏数据产生第一时间段和第二时间段的机械心脏参数值。可以基于第一和第二时间段之间的机械心脏参数值的变化来估计用户的血压。在一些变型中，血压估计可以进一步基于回归模型，所述回归模型接收用户的参考血压以及与用户相关联的队列心脏数据作为输入。应了解，本文中所描述的系统和装置中的任一个可以用于本文所描述的方法中。
94.图7是描绘估计血压的方法(700)的说明性变型的流程图。在图7中所描绘的变化中，所述方法可以包括接收参考血压(702)；接收队列心脏数据(704)；测量心脏数据(706)；确定r波和t波时间点(708)；确定scg波时间点(710)；确定机械心脏参数值(712)；以及估计用户的血压(714)。如本文所用，血压可以包含收缩压和舒张压中的一个或多个。此外，参考血压是指使用例如本文所描述的血压计和血压袖带的常规血压监测装置测量的血压测量。可以使用例如血压袖带测量一次或以预定间隔(例如，每周、每两周、每月)测量参考血压。参考血压测量可以存储在例如本文所描述的计算装置中的任一个的计算装置中。例如，用户的医疗保健提供者可以将参考血压输入到医疗保健提供者计算装置中。用于估计血压的装置(例如，计算装置、心脏监测器)可以从存储用户的参考血压的任何计算装置接收参考血压数据。在一些变型中，参考血压数据可以包含在不同生理条件(例如，休息条件和非休息条件，例如在不同水平的身体和精神活动期间)下进行的测量。在一些变型中，在休息时进行的单个血压测量可以用作参考血压，而在其它变型中，多个血压测量(例如，两个、三个、四个、五个、六个或更多)可以用于确定参考血压。在使用多个血压测量的变型中，可以全部在相同条件下(例如，休息时)进行测量，或者可以在不同条件的组合(例如，休息时、在身体活动期间或之后、在精神活动期间或之后)下进行测量。在使用可再用心脏监测器的变型中，可以在每次将心脏监测器重新应用于用户的皮肤(例如，应用新粘合剂)时进行新血压测量，并且这种新测量可以单独地或组合先前的参考血压测量使用。
95.在一些变型中，可以使用包含血压袖带(例如，血压计)的示波血压监测器测量用户的参考血压。例如，袖带可以在与心脏相同的高度处联接到用户的左臂。用户可以坐着，双脚放在地板上，左手手掌向上放在例如桌子的表面上。在一些变型中，当用户舒适地休息时，可以在大约一分钟内测量参考血压。在其它变型中，可以在非休息条件下，例如在不同水平的身体和精神活动期间测量参考血压。例如，可以在多个条件下测量血压，包含当用户在解决算术问题、暴露于低强度刺激(例如，听放松的音乐、使用虚拟现实耳机观看海滩场景)、暴露于高强度刺激(例如，使用虚拟现实耳机体验坐过山车)等时中的一个或多个。这可以允许在将心脏监测器附接到用户时将血压估计校准到用户的活动水平。
96.在步骤704中，用于估计血压的装置(例如，计算装置、心脏监测器)可以接收和使用或存储与用户相关联的队列心脏数据以供稍后使用。在一些变型中，可以将用户分类成队列(例如，人口统计群组、同龄群体)，所述队列可以包含由年龄、性别、种族和体重指数中的一个或多个分组的一组用户。例如，用户可以将包含例如其年龄、性别、种族、体重、高度、体重指数等的信息的人口统计数据输入到计算装置中，以确定用户的队列。在一些变型中，队列心脏数据可以包括存储在存储器中的查找(lut)表和/或存储在存储器中的算法。队列心脏数据可以包括本文所描述的电气心脏参数和机械心脏参数中的一个或多个(例如，心率、血压、scg1和scg2波时间点、scg波振幅等)的值。在一些变型中，队列心脏数据可以进行预编程并存储在存储器中，或可以通过通信信道接收(例如，更新)。
97.在步骤706中，心脏监测器可以测量用户的心脏数据。如关于图4所描述，心脏监测器可以可释放地平贴到在正下方的左胸腔上方的用户皮肤上(例如，在锁骨骨骼的锁骨间线与胸腔的第五肋间隙的交点处)。在一些变型中，将心脏监测器附接到干净且基本上不含毛发的皮肤区域可能是有益的。心脏监测器的传感器可以被配置成在用户执行他们的日常活动中的任一个时连续地或以预定间隔测量电气和机械心脏数据，例如，ecg信号波形和scg信号波形。
98.如上文所提及，所测量的心脏数据可以包括电气和机械信号波形。图8a和8b是在相应的第一时间段(图8a)和第二时间段(图8b)内测量的电气心脏活动的ecg波形(800、810)和机械心脏活动的scg波形(802、804、806、812、814、816)的说明性变型。在第一和第二时间段内心脏活动的测量允许可用于本文所描述的血压估计过程中的比较血流动力学分析。图8a示出在第一时间段内同步地测量的ecg和scg波形，并且包含ecg波形(800)、x轴scg波形(802)、y轴scg波形(804)和z轴scg波形(806)。同样，图8b示出在第二时间段内同步地测量的ecg和scg波形，并且包含ecg波形(810)、x轴scg波形(812)、y轴scg波形(814)和z轴scg波形(816)。沿着x、y及z轴测量scg波形允许产生位置不变的三维scg波形。这可以改进心脏参数估计和/或减少将心脏监测器放置在胸部中的光学位置处的需要。
99.ecg波形(800、810)对应于心脏的电活动。例如，r波(820、830)对应于心室的去极化和大心室肌的收缩。t波(822、832)对应于心室的去极化。r波(820、830)和t波(822、832)将ecg波形(800、810)分成收缩时间段和舒张时间段。scg波形(802、804、806、812、814、816)的收缩段和舒张段与由心脏瓣膜关闭引起的湍流血流相关联。例如，scg1波(824、834)对应于在收缩期间二尖瓣和三尖瓣的关闭。scg2波(826、836)对应于在舒张前半段期间主动脉和肺动脉瓣的关闭。对于患有心力衰竭或某些其它心脏病的用户，在舒张后半段期间可能出现疾驰节律scg3和scg4(未显示)。
100.ecg和scg信号波形可以由心脏监测器以任何已知的数字ecg和scg格式，或替代图像格式(例如，.jpg、.gif等)产生。在一些变型中，ecg信号格式可以包含但不限于，计算机辅助心电图(scp
‑
ecg)、hl7注释ecg(hl7 aecg)、医学数字成像和通信(dicom)波形补充30和医学波形格式编码规则(mfer)的标准通信协议。可以结合本文所描述的装置和方法使用任何已知的数字ecg和scg格式。在一些变型中，可以以约8位到约64位、约16位到约32位以及约24位的范围内的分辨率以约125hz到约250hz、约500hz到约1khz以及约1khz到约16khz的范围内的速率记录ecg信号数据。
101.在步骤706中测量的ecg和scg信号波形可以受来自一个或多个不同源(包含生理
和非生理源)的噪声影响。生理噪声的实例包含轴移位、双相qrs形态和qrs振幅变化。非生理噪声源可以包含50/60hz电力线、电极运动伪影、肌电图和基线漂移。在一些变型中，可以处理所测量的ecg和scg信号波形以减少噪声。例如，心脏监测器可以在将数据传输到计算装置以进行血压估计之前预处理所测量的心脏数据。在一些变型中，可以预处理ecg波形以滤出噪声并且提高信噪比。例如，ecg波形可以由无限脉冲响应(iir)带通滤波器处理，所述iir带通滤波器被配置成抑制除了约2hz与约40hz之间之外的频率，使得低频噪声(由于基线漂移和呼吸)和高频噪声(由于运动伪影)从ecg波形去除。
102.在一些变型中，可以使用通信信道将原始心脏数据和预处理心脏数据中的一个或多个从心脏监测器传输到计算装置。可以在心脏监测器与计算装置之间建立通信信道。通信信道可以是有线或无线连接，并且可以使用任何通信协议，包含但不限于本文所描述的那些通信协议，例如蓝牙和nfc。可以基于时间(例如，每小时、每天、每周等)、装置使用率(当测量心脏数据时、在装置通电后、在进入睡眠模式之前、存储器使用率、电池电量、通信信道的建立等)、连接请求等中的一个或多个以预定间隔建立通信信道。
103.另外或替代地，用户可以在任何期望的时间手动地建立通信信道。心脏监测器可以直接地或间接地与本文所描述的一个或多个计算装置(例如，智能电话、对接件、数据库、远程服务器、互联网等)建立通信信道。对于间接连接，中间装置可以建立额外的通信信道。例如，对接件可以建立与智能电话的连接以初始地传递心脏数据。智能电话然后可以将心脏数据传递到云数据库和/或任何其它计算装置(例如，远程服务器)。在一些变型中，心脏监测器可以尝试找到在测量心脏数据之后在预定时间量(例如，一分钟)内建立通信信道的计算装置。心脏监测器可以优选地连接到识别的和/或授权的计算装置，例如患者的智能电话、膝上型计算机，和/或台式计算机。
104.在使用所测量ecg和scg波形确定机械心脏参数值之前，可以确定scg波形的特征，例如scg特征的时间点。在一些变型中，可以使用r波和t波时间点准确地确定scg波特征。在步骤708中，计算装置可以用于确定所测量ecg波形中的r波和t波时间点。图9和10是涉及用于确定用于估计生理特性的电气和机械心脏参数值的ecg和scg波形的处理的流程图。在一些变型中，可以通过心脏监测器检测和去除所测量信号波形中的环境噪声和运动伪影。
105.图9是描述确定包含r波和t波时间点的电气心脏参数值的方法(900)的变型的流程图。在此处所示的方法中，可以预处理ecg波形(901)以滤出噪声并且提高信噪比。然后可以将ecg波形(例如，滤波后的ecg波形)并行输入到r波检测过程(902、904、906、908、910)和t波检测过程(912、914、916、918、920)。在r波检测过程中，可以将ecg波形输入到例如双中值滤波器的滤波器(902)，所述滤波器去除基线漂移以抑制ecg波形的非qrs部分。例如，双中值滤波器可以包含7个和11个样本的窗口大小。可以计算每个样本之间的连续差异(904)。可以对连续差异执行滑动窗积分(906)，其中每次迭代的结果是预定窗口大小中的值的总和。在一些变型中，可以在以下情况时确定(908)r波时间点：1)预定索引值处的积分值是以预定索引值为中心的预定窗口(例如，200ms)内的最大值；以及2)预定索引值处的积分值大于μ+σ，其中μ和σ分别表示积分值在预定时间段(例如，最后三秒)内的平均和标准偏差。所得r波时间点(910)可以被输出并且可以被用作局部最小值/最大值检测器(916)的输入。
106.在t波检测过程中，可以计算ecg波形(901)的粗二阶导数(例如，其中h＝7)(912)。
可以使用由等式(1)给出的居中差商计算二阶导数：
[0107][0108]
在等式(1)中，f表示ecg波形且f
″′
表示其二阶导数。无限脉冲响应(iir)过滤器(914)可以应用于二阶导数(912)的输出，可以将其输出输入到局部最小值/最大值检测器(916)。局部最小值/最大值检测器(916)还可以从滑动窗阈值(908)接收r波时间点(910)作为输入。r波时间点(910)可以用于定义检测t波的搜索窗。在这些搜索窗内，可以检测最小值和最大值(916)。当二阶导数f
″′
的最小值和最大值的符号适当地交替(例如，从正到负到正，或从负到正到负)(918)时，可以输出具有最大二阶导数(以绝对值)的时间点作为t波时间点(920)。r波时间点和t波时间点随后可以用于确定对应scg波形中的scg1或scg2波时间点，所述scg1或scg2波时间点可以用于确定机械心脏参数。
[0109]
图10是描述确定机械心脏参数值的方法(1000)的变型的流程图。在此处所示的变型中，四个时间相关波形可以用于确定机械心脏参数值：ecg波形(1002)；x轴scg波形(1004)；y轴scg波形(1006)；以及z轴scg波形(1008)。ecg和scg波形可以用于确定所关注的每一时间段的机械心脏参数值的方法(1000)中。ecg和scg波形的每个时间段可以包括各自具有r波、t波、scg波等的多个心跳(例如，区段)。由于同步地测量ecg和scg波形，因此来自ecg波形的r波时间点和t波时间点对应于如图8a和8b中所示的scg1波时间点和scg2波时间点。
[0110]
可以将使用心脏监测器测量的原始ecg波形(1002)输入到心脏监测器的ecg滤波器(901)以去除噪声并提高信噪比，如关于图9详细地描述。然后可以将预处理的ecg波形输入到r波和t波检测器(900)且如关于图9所描述进行处理。可以提供r波时间点和t波时间点作为输入(1028)，如本文更详细地描述。r波和t波检测器(900)的输出还可以用于计算心率(hr)(1014)。例如，可以使用等式(2)以每分钟心跳次数计算心率(hr)：
[0111][0112]
在等式(2)中，rri是连续r波之间的平均距离，并且f
s
是以赫兹为单位的ecg传感器的采样率。在一些变型中，机械心脏参数可以包含心率。
[0113]
再次参考图10，可以首先通过产生位置不变的三维scg波形来处理scg波形。例如，可以将三个scg波形(1004、1006、1008)组合成联合scg波形(1020)(scg
xyz
)。这可以使用等式(3)实现：
[0114][0115]
在一些变型中，可以使用线性内插法将联合scg波形scg
xyz
上采样(1022)到约500赫兹。可以任选地执行上采样以减少例如心脏监测器上的计算负载。可以计算(1024)scg
xyz
的信噪比(snr)，并且可以使用iir滤波器(1026)滤波联合心震图波形scg
xyz
。在一些变型中，可以从进一步处理中排除波形scg
xyz
中具有低于预定阈值的snr的部分。
[0116]
然后可以确定scg
xyz
波形的scg波(scg1波、scg2波)的时间点(1028)。例如，由于同步地测量ecg和scg波形，因此来自ecg波形的r波时间点和t波时间点可以用于帮助在某一时间段内检测和/或识别scg1和scg2波的时间点(1028)。
[0117]
在一些变型中，可以跨越所有区段计算平均scg1和scg2波(1030)。利用平均scg1
和scg2波可以有助于减少由于运动、语音和呼吸而引起的方差。另外，在一些情况下，可以利用三次样条内插重新缩放来校正由于重呼吸而引起的scg振幅变化。平均scg波可以提高机械心脏参数值计算和后续血压估计的精度。当估计收缩压时可以使用平均scg1波，并且当估计舒张压时可以使用平均scg2波。
[0118]
可以从scg1和scg2波(例如，平均scg1和平均scg2波)计算多个机械心脏参数(1030)。例如，scg1和scg2波可以用于计算振幅(1032)、最大l2范数(1034)、功率谱密度截面下的面积(ps auc)(1038)、样本熵(sampen)(1040)等。如本文所使用，振幅是平均scg1波或scg2波中的峰高与谷高之间的差。最大l2范数是scg
xyz
波形上的任一对点之间的最大距离且通过等式(4)给出：
[0119][0120]
在等式(4)中，t1和t2可以在平均scg1波或scg2波的长度内变化。功率谱密度截面下的面积通过等式(5)给出：
[0121]
(5) ps auc＝∑|fft|2[0122]
等式(5)中的fft对应于scg波形的标准快速傅里叶变换(1036)，其中总和在可调频带上。
[0123]
在一些变型中，可以通过如本文所描述的计算装置计算对应于至少一个机械心脏参数的值的集合。然后可以使用至少一个机械心脏参数例如通过计算装置估计血压。例如，在一些变型中，可以基于振幅估计血压。在一些变型中，可以通过使用多个机械心脏参数来改进血压估计的精度。例如，在一些变型中，可以基于机械心脏参数，例如振幅和最大l2范数，以及曲线下面积、样本熵和心率的不同组合来估计血压。虽然电气心脏数据(例如，ecg数据)可以用于识别scg数据中的scg1和scg2波的时间点，但是可以在不直接利用电气心脏数据的情况下估计血压。例如，如关于图12更详细地描述，可以仅基于机械心脏参数值使用回归模型确定血压估计。换句话说，不需要将电气心脏数据(例如，ecg数据)输入到回归模型，以便估计用户的血压。
[0124]
在一些变型中，可以使用包含统计矩和/或排除心率的机械心脏参数的组合估计血压。图11是描述确定机械心脏参数值的方法(1100)的变型的流程图。在此处所示的变型中，四个时间相关波形可以用于确定机械心脏参数值：ecg波形(1102)；x轴scg波形(1104)；y轴scg波形(1106)；以及z轴scg波形(1108)。ecg和scg波形可以用于确定所关注的每一时间段的机械心脏参数值的方法(1100)中。ecg和scg波形的每个时间段可以包括各自具有r波、t波、scg波等的多个心跳(例如，区段)。由于同步地测量ecg和scg波形，因此来自ecg波形的r波时间点和t波时间点对应于如图8a和8b中所示的scg1波时间点和scg2波时间点。
[0125]
可以将使用心脏监测器测量的原始ecg波形(1102)输入到心脏监测器的ecg滤波器(901)以去除噪声并提高信噪比，如关于图9详细地描述。然后可以将预处理的ecg波形输入到r波和t波检测器(900)且如关于图9所描述进行处理。可以提供r波时间点和t波时间点作为输入(1128)，如本文更详细地描述。再次参考图11，可以首先通过产生位置不变的三维scg波形来处理scg波形。例如，可以将三个scg波形(1104、1106、1108)组合成联合scg波形(1120)(scg
xyz
)。这可以使用等式(3)实现：
[0126][0127]
在一些变型中，可以使用线性内插法将联合scg波形scg
xyz
上采样(1122)到约500赫兹。可以任选地执行上采样以减少例如心脏监测器上的计算负载。可以计算(1124)scg
xyz
的信噪比(snr)，并且可以使用iir滤波器(1126)滤波联合心震图波形scg
xyz
。在一些变型中，可以从进一步处理中排除波形scg
xyz
中具有低于预定阈值的snr的部分。
[0128]
然后可以确定scg
xyz
波形的scg波(scg1(s1)波、scg2(s2)波)的时间点(1128)(例如，s1/s2分段)。例如，由于同步地测量ecg和scg波形，因此来自ecg波形的r波时间点和t波时间点可以用于帮助在某一时间段内检测和/或识别scg1和scg2波的时间点(1128)。
[0129]
在一些变型中，可以跨越所有区段计算平均scg1和scg2波(例如，s1、s2波)(1130)。利用平均scg1和scg2波可以有助于减少由于运动、语音和呼吸而引起的方差。另外，在一些情况下，可以利用三次样条内插重新缩放来校正由于重呼吸而引起的scg振幅变化。平均scg波可以提高机械心脏参数值计算和后续血压估计的精度。当估计收缩压时可以使用平均scg1波，并且当估计舒张压时可以使用平均scg2波。
[0130]
可以从scg1和scg2波(例如，平均scg1和平均scg2波)计算多个机械心脏参数(1130)。例如，scg1和scg2波可以用于计算振幅(1132)、最大l2距离(1134)、功率谱密度截面下面积(ps auc)(1138)、过零率(1140)、样本熵(sampen)(1142)、统计矩(1144、1146、1148、1150)等。统计矩可以包含例如平均值(1144)、方差(1146)、偏度(1148)和峰度(1150)。
[0131]
在一些变型中，过零率f5(1140)可以是s波从正到负交替或反之亦然的次数。可以针对滤波后的scg波形(1104、1106、1108)中的每一个单独地计算过零率(1140)。在一些变型中，根据经验观察到，更高过零率可以指示较低血压并且可以与经历不太快变化的s波对应。
[0132]
如本文所使用，振幅是平均scg1波或scg2波中的峰高与谷高之间的差。最大l2距离是scg
xyz
波形上的任一对点之间的最大距离且通过等式(4)给出：
[0133][0134]
在等式(4)中，t1和t2可以在平均scg1波或scg2波的长度内变化。功率谱密度截面下的面积通过等式(5)给出：
[0135]
(5) ps auc＝∑|fft|2[0136]
等式(5)中的fft对应于scg波形的标准快速傅里叶变换(1136)，其中总和在可调频带上。
[0137]
在一些变型中，可以从s波计算包括平均值(1144)、方差(1146)、偏度(1148)和峰度(1150)中的一个或多个的统计矩。在一些变型中，高阶矩q可以通过因子(e((s
‑
e(s))2))
q/2
归一化。在一些变型中，根据经验观察到，平均值(1144)和方差(1146)往往是信息量最大的。一般来说，相对于校准值的较高平均值和方差指示较高血压，尽管这可能取决于受试者。
[0138]
在一些变型中，可以通过如本文所描述的计算装置计算对应于至少一个机械心脏参数的值的集合。然后可以使用至少一个机械心脏参数例如通过计算装置估计血压。例如，
在一些变型中，可以基于振幅估计血压。在一些变型中，可以通过使用多个机械心脏参数来改进血压估计的精度。例如，在一些变型中，可以基于机械心脏参数，例如振幅和最大l2范数，以及曲线下面积、样本熵和心率的不同组合来估计血压。虽然电气心脏数据(例如，ecg数据)可以用于识别scg数据中的scg1和scg2波的时间点，但是可以在不直接利用电气心脏数据的情况下估计血压。例如，如关于图12更详细地描述，可以仅基于机械心脏参数值使用回归模型确定血压估计。换句话说，不需要将电气心脏数据(例如，ecg数据)输入到回归模型，以便估计用户的血压。
[0139]
图12是描述估计血压的方法(1200)的变型的流程图。方法(1200)可以包括接收用户的参考血压(1202)、与用户相关联的队列数据(1204)，以及对应于第一时间段(1206)和第二时间段(1208)的所测量ecg和scg波形。第一时间段波形(1206)可以对应于图8a中所示的波形，并且第二时间段波形(1208)可以对应于图8b中所示的波形。在一些变型中，第一时间段波形(1206)可以对应于具有在将心脏监测器附接到用户之后且结合获得参考血压测量获得的初始测量值的参考时间段，并且可以相对于第一时间段连续地或半连续地测量第二时间段(1208)。例如，可以恰好在用户将心脏监测器初始地附接到皮肤之后在参考时间段(例如，第一时间短)期间使用传感器初始地测量心脏数据(例如，电气和机械)。在这些变型中的一些中，可以基于在参考时间段以及参考时间段之后的第二时间段获得的一个或多个机械心脏参数值之间的差来估计血压。
[0140]
可以从队列心脏数据(1210)检索与用户相关联的队列心脏数据(1204)的子集。例如，例如年龄、性别、种族、体重、身高、体重指数等的人口统计类别可以用于将用户分类到合适的队列。至少一个机械心脏参数的一组值可以从与用户相关联的队列心脏数据中检索(1212)，并且可以输入到回归模型(1240)中，如本文更详细地描述。
[0141]
回归模型(1230)还可以接收至少一个机械心脏参数的一组值。根据由相应图10和11中所示的确定机械心脏参数值的方法(1000、1100)产生的机械心脏参数值，可以计算用户β0的心脏参数值(1220)。例如，可以使用等式(6)(1230)计算用户β0的心脏参数值：
[0142][0143]
其中y0是用户的参考血压，n是所提取特征的数目，x
0,i
是基于第一时间段波形计算的机械心脏参数值，并且βi是队列机械心脏参数值。
[0144]
血压估计方法(1240)可以接收参考血压、用户β0的心脏参数值，以及第二时间段的至少一个机械心脏参数的值。例如，血压估计可以通过等式(7)给出并且可以针对收缩压(1242)和舒张压(1244)形成：
[0145][0146]
其中y1是在第二时间段内的所估计血压(1240)，并且x
1,i
是基于第二时间段波形计算的机械心脏参数值。通过组合等式(6)和(7)，血压估计可以通过等式(8)给出：
[0147][0148]
其中i是机械心脏参数的数目，y1是用户的所估计的血压，y0是用户的参考血压，β
i
是第i个队列机械心脏参数值，x
i
是第一时间段的第i个机械心脏参数的值，并且x0是第二时
间段的第i个机械心脏参数的值。
[0149]
如从等式(8)可以看出，所估计的血压可以基于n个机械心脏参数的在第一和第二时间段之间的机械心脏参数值的变化总和。在一些变型中，机械心脏参数中的至少一个可以选自由以下项组成的群组：scg波振幅、最大l2距离、功率谱密度曲线下面积、样本熵、一个或多个统计矩和r波波长。
[0150]
可以使用至少一个机械心脏参数计算血压估计。在一些变型中，机械心脏参数值可以在预定时间段(例如，连续、非连续)内进行计算，并且用于估计收缩压和舒张压。这些时间相关的估计可以附加在一起以形成连续或半连续的用户血压跟踪。可以在任何可访问的计算装置上将所估计的血压输出到用户。例如，用户可以使用图形用户界面(gui)，以使用移动应用程序(例如，ios、android)、访问安全网站的网络浏览器，和/或云计算解决方案中的一个或多个查看他们的所估计血压、心脏数据、电气心脏参数数据和/或机械心脏参数数据。用户可以通过应用程序注册账户并且登录以访问其功能。可以以允许用户更深入地了解他们的心脏健康状况的一个或多个可定制格式呈现血压和心脏数据。例如，血压趋势可以随时间绘制并且可以包含目标信息、平均值和/或颜色编码。可以以表格格式显示心脏数据。另外或替代地，可以使用文本、电子邮件和/或其它电子通信方法输出所估计的血压和心脏数据。
[0151]
iii.实例
[0152]
如本文所描述，血压估计可以从电气和机械心脏数据导出。下文的实例1和2示出与使用本文所描述的装置、系统和方法的血压估计相比的一组基于血压计的测量值。具体来说，可以使用包含血压袖带(例如，血压计)的示波血压监测器测量参考血压。在用户舒适地休息的情况下，测量静息血压约1分钟。还在更剧烈的条件下测量血压，包含当用户在解决算术问题、暴露于低强度刺激(例如，听放松的音乐、使用虚拟现实耳机观看海滩场景)且暴露于高强度刺激(例如，使用虚拟现实耳机体验坐过山车)时。
[0153]
对于实例1和2，将参考血压与使用图10的方法获得的血压估计之间的差与医疗器械发展协会(aami)标准和英国高血压协会(bhs)标准进行比较。aami标准要求估计的平均误差小于5mmhg且标准偏差误差小于8mmhg。bhs以字母等级尺度(例如，a、b、c、d)对血压估计进行评级。对于低于剧烈运动的活动水平，通过本文所描述的装置、系统和方法估计的所估计血压值的标准偏差误差在约4.75mmhg与约8mmhg之间。
[0154]
类似地，下文的实例3示出使用本文所描述的装置和系统使用图11的方法获得的血压估计，这些装置和系统满足并超过iso/ansi/aami 81060的要求，这些要求为用于间歇性无创地自动地估计动脉血压的医疗电气设备使用的临床验证提供最低标签、性能和安全要求，并且适用于感应或显示脉动、流量或声音以估计、显示或记录血压的所有血压计。例如，包含超过100名测试对象，并且低强度刺激和高强度刺激(例如，使用虚拟现实耳机体验坐过山车)下测量血压。
[0155]
实例1
[0156]
图13是比较超过70岁男性的所测量和所估计血压数据的图。如图13中所示，对于一组用户(a
‑
f)，所估计的血压估计(“预测血压”)相对于基于血压计的血压测量值(“实际血压”)显示出较低的误差。例如，对于在运动期间进行的测量，标准偏差误差为约6.25mmhg，并且对于不在运动时进行的测量，标准偏差误差为约7.75mmhg。此队列的血压估
计通过aami标准并获得bhs a级。
[0157]
实例2
[0158]
图14是比较20岁与29岁之间的女性的所测量和所估计血压数据的图。如图14中所示，对于一组用户(g
‑
k)，所估计的血压估计(“预测血压”)相对于基于血压计的血压测量值(“实际血压”)显示出较低的误差。例如，对于在运动期间进行的测量，标准偏差误差为约6.5mmhg，并且对于不在运动时进行的测量，标准偏差误差为约5.5mmhg。此队列的血压估计通过aami标准并获得bhs b级。
[0159]
实例3
[0160]
图15a到15d时用于一组测试对象的人口统计信息的直方图，所述人口统计信息包含年龄分布(1500)、bmi(1502)、静息收缩压图(1504)和静息舒张压图(1506)。对104名测试对象进行测量和分析，这超出iso/ansi/aami 81060推荐的最少85名受试者。每个受试者至少参与四次血压记录，这超出iso/ansi/aami 81060推荐的每个受试者最少三次记录。所获得的测量值用于确定由本文所描述的装置、系统和方法估计的所估计血压值的精度。此外，测量值在踏板机上的轻度运动、算术测验、虚拟现实过山车和其它日常活动期间获得，因此提供比iso/ansi/aami 81060建议的更具挑战性的测试用例。
[0161]
受试者人群包含各种年龄和健康水平，从体重不足(例如，bmi<18.5)到肥胖(例如，bmi>30)，以及从低血压(例如，收缩压<90mmhg或舒张压<60mmhg)到3级高血压(例如，收缩压在130mmhg与139mmhg之间，或舒张压在80mmhg与89mmhg之间)。另外，12名受试者中的一部分人正在服用药物以控制高血压，且他们的血压记录在一天内进行，以跟踪药物对本文所描述的装置、系统和方法的影响。
[0162]
图16a是收缩压误差的曲线图(1600)，并且图16b是舒张压误差的曲线图(1610)，其使用用于评估两种不同测量技术之间一致性的bland
‑
altman式曲线图。每个曲线图(1600、1610)包括平均误差(1602、1612)以及
±
2误差标准偏差(1604、1614)。相对于iso/ansi/aami 81060中概述的阈值，关于平均误差(标准1)、误差标准偏差(标准2)和受试者内平均值标准偏差(标准3)评估所估计的收缩压和舒张压的准确性。具体来说，通过本文所描述的装置、系统和方法获得的所估计测量值在小于
±
5mmhg的平均误差、小于
±
8mmhg的误差标准偏差和小于
±
8mmhg的受试者内平均值标准偏差内，如下表1中所概述。
[0163]
表1
[0164]
[0165]
通过标准2的阈值取决于标准1的平均误差。平均误差越大，就越难通过标准2，如下表2中所示。在最坏的情况下，当平均误差是
±
5mmhg时，标准2的阈值是4.79mmhg。
[0166]
表2
[0167]
以mmhg为单位的平均受试者数据接受(标准2)
[0168][0169]
本文中的特定实例和描述在性质上是示例性的，且变型可以由本领域技术人员基于本文所教导的材料加以开发而不脱离本发明的范围，本发明的范围仅受所附权利要求书的限制。