健康监视系统和方法

健康监视系统和方法
【专利摘要】用于在健康监视中减小噪声的系统、方法和设备包括接收健康信号和/或具有用于健康监视的至少一个电极或传感器的监视系统、方法和/或设备。
【专利说明】
健康监视系统和方法
技术领域
[0001] 软件技术、电子技术、传感器技术以及材料科学的发展已经使得患者监视技术发 生了翻天覆地的变化。尤其是，许多设备和系统已可用于各种健康监视应用中。然而，仍需 要对健康监视设备和系统进行改进，以提供高效的数据收集和/或用于参数确定的控制中 的一种或多种。
【背景技术】
[0002] 然后可开发用于患者和其医师的其他替代方式以包括鲁棒且便利的监视器，该监 视器在某些情况下可以收集并传递长期数据，以及可以实时监视事件，其包括多变量参数 确定。

【发明内容】

[0003] 本文所描述的是用于参数确定的若干种替代性的监视设备、系统和/或方法，在某 些情况中可用于长期感测和/或记录个体(诸如婴儿、运动员或心脏病患者）的心脏和/或呼 吸数据。在下文以整个说明书中总结和/或示例性示出了多种替代性的实施方式和应用。
[0004] 在一个替代性的方面，本发明可以包括以下实施方式，其中健康设备被配置成根 据由一个或多个传感器所收集的时间一致测量值来监视个体的多个生理参数，所述一个或 多个传感器包括但不限于下述内容中的一项或多项：用于测量心电图（ECG)的离子电位变 化的电极、用于基于光学的氧饱和度测量的光源和一个或多个光电探测器(诸如LED光电二 极管组）、温度传感器、用于运动和体力活动测量的xyz加速计等。在某些实施方式中，本发 明的方法和设备可以被用于生成呼吸波形。其他实施方式可以包括模拟右腿驱动电路(在 本文中有时被称为"代理右腿驱动电路"）的电路，该电路能够减小被便捷地粘附至个体或 具有粘附至个体能力的占地面积较小的设备中的共模噪声。
[0005] 在本发明的另一个替代性的方面，可以根据对脉搏传导时间的确定来进行血压确 定。该脉搏传导时间是心脏压力波从心脏传播至身体中的其他位置的时间。脉搏传导时间 的测量值之后可以被用于估算血压。来自ECG或其他以及光电血管容积图（亦称为PPG)信号 的心跳计时可以被用于生成脉搏传导时间。应当注意，可以根据传统的或其他将来开发的 过程和/或设备或系统来生成这种信号;或者，可以从诸如也将在下文中描述的一个或多个 穿戴式监视设备取得这种信号。
[0006] 在另一个替代性的方面，本发明可以包括用于根据时间一致的脉搏血氧测量信号 和ECG信号来测量和/或确定氧饱和度参数的一个或多个方法和/或设备。在一个实施方式 中，ECG信号可以被用于定义脉搏血氧测量数据的间隔或"帧"，收集这些间隔或"帧"并对其 求平均值，以用于确定脉搏血氧测量信号的恒定分量和主要周期分量(例如，直流(DC)分量 和交流(AC)分量），由此继而可确定氧饱和度的值。具有脉搏血氧测量传感器和ECG传感器 的这些实施方式中的患者穿戴式设备当被放置在患者胸部时，特别地可用于所述信号采 集。
[0007] 这些以及其他替代性和/或附加的方面在多个说明的替代性和/或附加的实施方 式和应用中被示例性示出，其中的某些在附图中示出并且由之后的权利要求部分来表征。 然而，如本领域普通技术人员将要理解的，上述总结和下文的详细描述并没有描述本发明 的全部范围，并且实际上并非旨在对本发明的每一个示出的实施例或每种实施方式进行描 述，也并非旨在限制下文所提出的权利要求或保护范围。
【附图说明】
[0008] 附图包括：
[0009] 包括子图1A-1K并且由这些子图所限定的图1，示出了本发明的数个替代方式，包 括设备和替代性导电粘附结构的各种等比例俯视图、仰视图和立面图。
[0010] 包括子图2A-2D并且由这些子图所限定的图2,在图2A-2C中提供了右腿驱动电路 的替代方式的电路图，以及在图2D中提供了脉搏血氧测量法的替代方式的电路图。
[0011] 图3是包括所使用的替代方法的流程图。
[0012] 图4示出了本发明的实施方式中可以使用的示例性计算机系统或计算资源。
[0013] 包括子图5A_f5D并且由这些子图所限定的图5,提供了根据本发明的替代性软件实 施方式的替代性屏幕截图。
[0014] 图6A和6B示出了用于使用脉搏血氧测量信号和心电图信号来测量氧饱和度的一 个实施例的特征。
[0015] 图6C是示出了用于确定氧饱和度值的一个实施例的步骤的流程图。
[0016] 图6D和6E示出了用于确定呼吸深度值的实施例。
[0017]图7A、7B和7C提出了本发明的替代性方法的流程图。
【具体实施方式】
[0018] 虽然本发明适于多种修改和替代形式，但是其中的细节已经通过附图中的示例和 下文描述被示出。然而，应当理解的是，其意图并非旨在将本发明限制为所描述的特定实施 例。该意图在于涵盖落入本发明的精神和范围之内的所有修改、等效和替代，这些修改、等 效和替代在本申请中进行描述，或者即便并未以文字方式给出也足以被理解为包括在本申 请中。
[0019] 在一个方面，本申请中的系统可以包括用于监视生理参数的设备，生理参数诸如 为以下各项中的一个或多个或全部：心电图（亦称ECG或EKG)、光电血管容积图（亦称PPG)、 脉搏血氧测量、温度和/或患者加速度或移动信号。
[0020] 此外，本申请的系统可以被建立用于使用或包括下述元件中的一个或多个来测量 和/或处理患者的此类信号：（a)电路，该电路在弹性或柔性电路板之中或之上或者形成该 弹性或柔性电路板，该电路被嵌入在具有上表面和下表面的平整弹性基板或板中，该电路 具有下述内容中的一项或多项：（i)至少一个传感器，该传感器被安装在平整弹性基板的下 表面之中或之上或附近，该至少一个传感器能够与患者电连通或光连通，（? )至少一个信 号处理模块，用于接收和/或接受来自该至少一个传感器的信号，在某些实施方式中，还对 该信号进行转换以将其储存为患者数据，（m)至少一个存储器模块，用于接收和/或接受并 储存患者数据，（iv)至少一个数据通信模块，用于将所储存的患者数据或其他传递至外部 设备，以及（V)控制模块，用于对至少一个传感器、以及上述至少一个信号处理模块、至少 一个存储器模块、至少一个数据通信模块中的一个或多个的定时和操作进行控制，和/或该 控制模块能够接收命令以通过至少一个数据通信模块来实现患者数据的传递并从至少一 个存储器模块中擦除和/或清除患者数据；以及(b)导电粘合剂，该导电粘合剂可移除地粘 附至平整弹性基板的下表面，该导电粘合剂仅能沿着与平整弹性基板的下表面基本垂直的 方向粘附于患者的皮肤并传导电信号，和/或在某些实施方式中，导电粘合剂包括与一个或 多个传感器邻近的导电部分以及非导电部分。在某些实施方式中，导电粘合剂是各向异性 导电粘合剂，其中包括仅沿着与皮肤基本垂直的方向（即"Z轴"导电）来传导电流的材料区 域。
[0021] 在某些实施方式中，本发明的设备将尤其用于综合长期的心脏监视。其特征可以 包括导联1ECG、PPG、脉搏血氧测量仪、加速计、温度传感器和/或进行手动患者事件标记的 按钮或其他指示器中的一个或多个。这种设备可以适于储存例如多达两周的连续数据(尽 管在替代性实施方式中还可能储存更长或更短时间的连续数据），该连续数据在某些实施 方式中可以经由有线或无线的计算机连接(如在一个示例中通过USB进行连接)或其他可接 受的数据连接仅在约为90秒(尽管在替代性实施方式中可以更长或更短）的短时间内被下 载至门诊计算机或其他计算机上。配套的软件数据分析包可以适于提供自动事件捕获和/ 或允许即时或延迟的本地数据解析。
[0022] 医师通常难以对间歇性心脏异常进行检测和/或诊断，这是因为通常只有在对患 者进行体检期间出现异常才能进行对其检测和/或诊断。本发明的设备可以解决这个问题， 该设备在某些实施方式中可以对一个或多个生命体征进行连续或者基本连续的监视。
[0023] 某些替代性特征可以包括下述内容中的一项或多项：（i) "右腿"驱动电路，其电极 仅位于胸部上，（ii )"z轴"或各向异性导电粘合剂电极接口，仅可以允许电极与该电极正下 方的患者皮肤之间的电连通，（m)数据被传输至可由CCU/ICU人员访问的本地计算机并由 该计算机进行解析，（iv)独特的硬件组合，可允许对多个数据资源进行时间一致性关联以 协助诊断。
[0024] 在某些替代性实施方式中，本发明的设备和系统可以提供1)重复使用性(在某些 情况中，可重复用于接近或多于1000位患者），使得仅经过约10至15位患者测试便能够收回 设备成本;2)ECG波形数据、惯性施加感测、手动事件标记、温度感测和/或脉搏血氧测量中 的一个或多个，上述内容中的任一项或全部具有时间一致性，以更好地检测和分析心律失 常事件;3)有效的水密性或防水性(使得患者/穿戴者在穿戴设备时能够游泳）；以及4)综合 分析包，典型地用于即时的本地数据解析。一种替代性设备可以适于利用柔性电路技术，来 提供一种轻薄、耐用以及在患者/穿戴者运动期间可灵活地贴合患者皮肤并随患者皮肤移 动的设备。
[0025] 图1和2示出了可适用于此的设备的替代性实施方式的示例。
[0026] 图1示出了设备100,该设备100具有组件侧或上侧101、患者侧或电路侧102、总体 上由标记103所标识的一个或多个内电层以及细长条带层105。条带层105的上方和/或内部 可以具有电子器件。图IA在被视为基本透明的设备中等比例地示出了以上组件以及本申请 中可能使用的其他元件。图IB更具体地针对于上侧101的平面图，并且图IC更具体地针对于 下侧的患者侧102的平面图，并且图ID更具体地针对于第一立面侧视图。
[0027] 本发明中的许多电子器件可以被设置在一个或多个电子层103中，并且如本文一 般性所指示的，电子器件可以被封装在材料1〇4(诸如医用级硅胶、塑料等或灌封材料）中 (参见用于某些示例的图1A、1B、1D和1K)，以将电子器件固定在细长条带层105之上或之中 的工作位置处，或以其他方式相对于细长条带层105功能性地布置。在许多实施方式中，灌 封材料或其他材料也可以或替代性地为电子器件提供防水或水密或阻水覆盖，以使得电子 器件即使在水或汗液的使用环境中仍可持续工作。一个或多个接入点、接合点或其他功能 单元106可以被设置在封装材料104的任一侧上和/或可以穿过封装材料104的任一侧，以用 于从外部连接被布置在封装材料104之中或下方的电子器件，和/或与被布置在封装材料 104之中或下方的电子器件进行通信。图1A、1B和ID示出了位于上侧的四个该类接入点106。 这些接入点可以包括高Z数据通信端口和/或充电触点等。设备100的该上侧或组件侧101可 被硅酮化合物覆层以用于保护和/或防水，在某些示例中，仅有经由一个或多个端口 106所 暴露的HS USB连接头，例如用于数据通信或数据传递和/或用于充电。
[0028] 细长条带层105可以是或可以包括诸如电引线或其他内层导体之类的电路或电路 部分，例如图ID中所示出的用于在电子器件103和将在下文进一步描述的导电衬垫或接触 点108、109和110(在某些示例中，108和109用于心电图ECG的高阻抗/高Z的银或铜/银电极， 并且110有时为参考电极。）之间进行通信的引线107。在许多实施方式中，条带层105可以是 或可以包括柔性电路系统，该柔性电路系统被理解为提供可接受的形变、扭曲、弯曲等，并 且依然保持柔性电路系统内的鲁棒电线路连接。应该注意的是，尽管电子器件103和电极 108、109、110被示为附接至层105;顶部附接有电子器件103，并且底部或患者侧附接有电极 108、109、110;但是这样的元件还可以形成在层105中或者被置于层105内，又或者至少被相 对无差别地置于实际上具有或者邻近层105或在层105上的一个或更多层中的相对工作位 置处。类似地，引线或迹线107示为被嵌入(通过图ID中的虚线表示）；然而，即便引线和迹线 更可能位于上侧以与其他皮肤侧的电连通绝缘，但是引线和迹线可以位于上侧或下侧。如 果开始位于上侧（下侧），则迹线随后可以被绝缘密封剂或相似的保护覆盖物(并未独立示 出）覆盖，在许多实施例中，使用柔性材料覆盖以灵活地选择用于维持层105的整体柔性或 者大部分柔性。
[0029]在患者侧102，ECG电极108、109和110可以露出以用于基本上直接接触患者皮肤 (尽管在二者之间可能至少涂有导电胶）；和/或在许多实施方式中，患者侧电极108、109和/ 或110可以被如下所述的导电粘合剂材料覆盖。电极可以镀有鲁棒高导电材料或者可以是 鲁棒高导电材料(例如，银/氯化银），以获得生物相容性以及较高的信号质量，并且在某些 实施方式中可以具有强鲁棒性，对于一个非限定示例，则适于在多个患者之间经受超过大 约1000次的酒精清洗循环。脉搏血氧测量仪可以设置有窗口或其他通信通道或开口 111、 112(图1C)，例如，LED和传感器。这种开口 111、112典型地可以被布置成使得到达或来自患 者皮肤的光通信最优。图ID中的非限定示例示出了一个或多个光导管llla/112a(以及 lllb/112b)的替代性布置，该一个或多个光导管llla/112a(以及lllb/112b)被布置得更靠 近电子器件103和/或被连接至电子器件103。在本申请中可使用多种替代性布置。
[0030] 在某些实施方式中，可以提供对环境光(LED熄灭）的采样，并且随后从脉搏ox信号 中的每一个中减去环境光以抵消由太阳光或其他环境光源引起的噪声。
[0031] LED和光电二极管传感器还可以和/或可以替代性地被覆盖有硅酮层，以除去传感 器/LED与患者皮肤之间的任何空气间隙。分别在图IH和IK中给出了两个这种示例，其中，硅 酮层或覆盖层121被示出为覆盖/包围光导管和/或传感器/LED lllC/llld/112C(3LED Illc (图IH和IK中）可以是红光LED，LED Illd(图IH和IK中）可以是红外光（IR)LED，并且设备 112c(图IH和IK中）可以是传感器。这可以减少皮肤所反射出的光损失，并由此大幅地增加 了信号，并且减小了因皮肤相对于传感器的运动而引起的噪声。在某些实施方式中，该硅酮 可以被称为光导管，并且在某些情况下可以是清洁、无色和/或医用级别的硅酮。如下文进 一步所描述的，根据在发射或反射接收之一或全部时，硅酮层或覆盖层121与光发射或光传 输的关联程度，硅酮层或覆盖层121在本申请中也可以/可以替代性地被称为光导管或透镜 121/121a/121b〇
[0032] 在一个或多个实施方式中，这里的透镜121/121a/121b可以由医用级硅酮制成，该 医用级硅酮具有清洁、无色、柔软、低硬度特征中的一个或多个。本发明所使用的这种专业 硅酮的示例被称为"黏性凝胶"（若干个供应商），并且典型地具有优选地被嵌入在两侧的超 高黏度粘合剂。在黏性凝胶上与双面粘合剂结合的低硬度硅酮能够构成可同时贴合于电子 传感器和皮肤的透镜121/121a/121b，以及在某些实施方式中，通过限制皮肤-透镜-传感器 接口之间的运动来显示出运动伪影减小的特性。根据本发明的透镜还可以/可以替代性地 被特殊成形，以致该透镜可以被卡入复合粘合剂条带层之间（例如，见图1D、1G、1I和1J)，并 且在某些实施方式中，通过提升的部分，位于粘合剂条带中的开口（通常为矩形开口）的尺 寸允许透镜从粘合剂条带的患者侧略微凸起(进一步参见下文所述的图1K)。
[0033] 在图IK中，用于LED和传感器lllc/llld/112c的另一种替代性硅酮覆盖层或封装 剂121a的实施方式可以包括在外表面121b覆盖层处或附近的凸透镜。在许多实施方式中， 外表面和透镜是同一个，和/或透镜可以由封装材料121a的表面121b来限定。这提供了一种 用于将脉搏血氧测量LED发射器111 c/1 Ild和一个或多个光电二极管传感器112c与胸部或 前额(例如，幼儿或婴儿)的皮肤表面进行连接或另外被安装在患者或用户身体上的结构和 方法。
[0034] 更特别地，如本申请另外描述的，根据本发明的系统和/或设备100可以利用所选 波长的一个或多个LED发射器lllc/llld以及一个或多个光电二极管。然而，为了使得LED/ 传感器组合与穿戴者1000的皮肤1001的耦合最大化，由光学清洁的、医用级硅酮所构成的 透镜121b可以在LED/传感器组合上塑模或者可以被塑模成使得该透镜121b之后可以以覆 盖的形式附着在LED/传感器组合111〇/111(1/112(3上。在许多实施方式中，透镜12113可以是 部分球形的或可能为半球形，虽然该透镜并不必须为这种形状。其他形状的弯曲也是可用 的。当设备100由穿戴者运动或其他方式而被移动时，弯曲减少了皮肤接触的损失。即，穿戴 者1000的运动或设备100相对于穿戴者1000的运动可以导致透镜在皮肤1001上或关于皮肤 1001的类似滚动接触。保持更好的皮肤接触意味着在没有干扰和/或具有减小的噪声的情 况下具有更好的数据采集。
[0035] 此外，保持接触的功能所涉及的是光导效应，当即使高度不同的LED和传感器在没 有空气间隙干扰的情况下通过封装材料121a的光导管进行通信时，也可以实现该光导效 应。由于从发射器至光导管121a并经过光导管121a的过程中没有空气间隙并且弯曲表面与 皮肤基本保持恒定接触，因此在发射进入皮肤并经过皮肤且从皮肤内反射而返回，以及经 由相同的光导管材料121a返回至传感器的过程中不存在空气间隙干扰(发射和反射均指的 是光传播）。这降低了由光波在空气间隙接口处散射所引起的低效性(空气间隙使得光能够 从皮肤或其他表面反射）。即，对LED和传感器的封装使得到皮肤之间没有空气间隙并且提 供了传至皮肤的光导效应，并且弯曲表面使得射入皮肤和对从皮肤和骨骼反射的接收具有 高品质的低散射性。光导管和弯曲的透镜表面保持了皮肤和透镜的连续接触，并减少了由 皮肤反射所产生的损失信号。信噪比降低并且数据采集的质量得到提高。
[0036] 这种透镜121b因此可以被用于一个或多个用途，在某些情况中尤其包括下述内 容：1)提供"光导管"效应以确保对不同高度的LED和传感器具有等同品质或其他高品质的 耦合以及与皮肤的基本恒定贴合具有等同品质或其他高品质，从而减少运动伪影;2)使发 射光通过皮肤聚焦至骨骼;以及3)使反射光通过皮肤聚焦至光电二极管传感器。
[0037] 另外应当注意的是，透镜的半径可以被设计为使得1)至3)中的内容最大化。透镜 的高度被设计成使得透镜能够从设备100的复合粘合剂113上方凸起并进入皮肤，但进入的 深度不足以影响毛细血管床，因为这种情况也将导致不良数据的产生。此外，不必并且无需 对弯曲半径和LED光波发射的角度进行高度控制，这是因为用于穿透皮肤的LED (例如，红光 LED和红外LED)提供了广泛的发射角度阵列，并且因此大量的反射光波阵列将通过各种弯 曲表面被聚焦回传感器。即，弯曲表面有助于在运动(偶然的或有意的）中维持接触，并且对 于发射穿过皮肤的角度与返回到传感器的反射的角度的重要性更低。换言之，许多不同的 弯曲半径对数据/波的发射和反射在作用效果上的区别甚微;因此LED的宽角度发射考虑了 多个半径的情况。然而，该弯曲可能对因设备100的运动而维持接触的过程有更多限制，例 如，弯曲程度越小将不易于滚动，并且很小的曲率半径将致使无法发射或接收等量的数据。 [0038] 在某些实施方式中，对于在尺寸约为12.6mm X 6.6mm的隔间内具有LED和传感器的 设备而言，被证实有用的曲率半径的范围约在20到40mm之间（20.34mm和39.94mm的曲率半 径已被证实有用）。还应当注意的是，LED可以位于一侧或另一侧或两个相对侧上，或可能位 于传感器周围的四个或更多个基本等距的点处，并且可以提供期望的结果。
[0039]还应当注意，如图IH和IK的布置中的一种所示出的，本申请中的脉搏血氧测量法 可以涉及多个光源和/或传感器。典型的脉搏血氧测量电路系统在每个波长(典型地为红 光、红外线和其他）内使用一个光源(LED)。然而，本发明中的设备和/或方法可以在每个波 长内使用多个光源。这允许对位于患者/穿戴者之上/之中的毛细血管床的更广区域进行讯 问，以便减小局部运动伪影的影响。类似地，出于相同的目的或优势，可以使用多个传感器。
[0040] 此外，对右腿驱动和/或代理右腿驱动与脉搏血氧测量法的结合可以提供额外的 优势。用于胸部或前额或其他电极位置的右腿电路、代理右腿和/或右腿驱动可以去除将 会/可能以其他方式被电容性耦合至脉搏血氧测量传感器中的共模噪声和电力线噪声，并 且削弱噪声在其中产生的效果。对右腿驱动和/或代理右腿驱动与具有用于图IK以及图IK 中所描绘的透镜的改进的脉搏血氧测量法的结合能够显著地削弱这种噪声，并由此增强了 数据采集的品质。对于驱动电极，进一步参见下述细节。
[0041] 图ID提供了本申请所使用的粘合剂113的第一示例。粘合剂层113在此为双面粘合 剂，用于应用至设备100的下侧102,并且第二侧可能使用不同类型的粘合剂以用于粘附于 人类患者的皮肤(未示出）。可使用不同类型的粘附材料，因为对粘合剂层将要附着的所选 材料是不同的；典型地，将要附着的材料为用于连接至设备100的电路或电路板材料，以及 将要附着于患者侧的患者皮肤(未单独示出）的材料。保护性背衬114可以被布置在患者侧， 直到希望将该保护性背衬应用于患者。应当注意，在许多应用中，粘合剂113是各向异性的， 这是因为其较优地可以仅在单一方向上或基本单一的方向上导电，例如，在与粘合接触的 表面相垂直的轴线上导电。因此，通过粘合至电接触点或电极108、109和110上的粘附层的 这种粘合剂/通过电接触点或电极108、109和110上的粘附层所粘合的这种粘合剂，能够产 生用于信号通信的良好电导电接触。应当注意的是，在图ID的示例的粘合剂113中示出了相 应的一个或多个光孔隙lllb/112b，该一个或多个光孔隙lllb/112b连同层105中或穿过层 105的一个或多个光导管llla/112a用于传递光，从而用于在脉搏血氧测量法中通常涉及的 光数据的通信。
[0042] 粘合剂因此可以被放置或布置在设备100上，在某些实施方式中，以基本永久的方 式或者具有一定的可更换性的方式进行布置。在某些实施方式中，图IA至ID和/或IG中所示 出的没有(或在某些实施方式中具有)粘合剂的设备可重复使用。在许多这种情况中，在每 次后续使用之前，粘合剂层113可以被去除并更换，虽然并不排除后续再使用层113的可能。 在可更换粘合剂层113的第一次或后续使用中，将设备应用于患者的用户可以是，例如医师 或技术人员或甚至患者自己，该用户将导电传输粘合剂113应用至设备100的患者侧102。之 后保护性背衬114可以被去除，设备被粘附至患者并且被激活。
[0043] 当设备被应用至患者/穿戴者之后，可以通过多种方式对设备进行激活;在某些情 况下，激活可以被预设为并非必须是来自医生或患者等的肯定激活交互，这是因为惯性激 活和/或脉搏血氧测量仪激活可以基本上自动激活，例如，在接收到足够的最小输入时自动 激活(在惯性系统或者脉搏血氧测量仪的血液流动的光反射情况下的运动）；然而，可以在 接入点106或者邻近电子器件的某些其他位置处提供按钮，以允许患者启动或停止设备，或 在需要的情况下标记事件。在一个示例性实施方式中，设备可以被穿戴诸如两周的时长以 用于进行基本连续的收集数据，或者以本申请的系统中或由本申请的系统所优选和建立的 时间间隔来收集数据。
[0044] 在监视周期结束后，医师、技术人员、患者或其他人则可以从患者身上移走设备， 在某些情况下使用酒精去除粘合剂，并且建立用于数据传递的数据通信连接，例如，使用无 线通信或者通过插入/连接USB或类似的数据接头以下载数据。数据随后可被处理和/或解 析，并且在许多情况下，如果需要的话可立即被解释。板载电源可以包括电池组，并且电池 组则还能够在使用间隙被再充电，在某些实施方式中，能够在大约24小时内快速完全充电， 之后设备则可以认为准备好用于下一个患者或下一次使用。
[0045] 本申请中可以使用某些替代性导电粘合剂。图1E、1F和IG示出了一种这样的替代 性导电粘合剂113a;图IE中的下平面视图以及图IF和IG中的立面侧视图（在图IG中被连接 至设备100)。在某些实施方式中，如上所述导电性可以是各向异性的；即便不是完全也是主 要在Z轴方向上导电；Z轴方向与图IE中的纸面垂直(垂直纸面向内和/或向外），和/或相对 于图IF的实施方式视图中的设备100的水平长轴垂直或横切。
[0046]该特定示例的实施方式包括复合粘合剂113a，复合粘合剂113a自身可以包括某些 非导电部分113b以及一个或多个导电部分113c。根据以上所述的粘合剂113,复合粘合剂 113a可以为双面粘合剂，以使得一侧粘附至患者而另一侧粘附至设备100的下侧102(参见 图1G)，以使得一个或更多导电部分113c可以被布置或放置在与电子监视设备100上的整合 电极相接触的电连通和/或导电接触点处。因为电极在彼此电隔离或电绝缘的情况下可更 好地工作，所以在使每个电极与患者的皮肤电接触或电连通的情况下，粘合剂还可以更加 具体地以下述某些实施方式来布置。
[0047] 如图IE和IF所不，三个隔离的导电部分113c可以通过非导电的主体部分113b被彼 此分离地布置。这些导电部分之后可与上述示例中的电极108、109、110相对应，并且尤其是 如同在图IG中所示意性示出的（注意到粘合剂113a的比例被放大，并且因此并不必示出与 设备100的电极的精确匹配）。在某些示例中，电极区113c可以为是或不是粘合剂的导电性 水凝胶，并且在某些示例中，导电性水凝胶可以由粘性导电材料制成，诸如3M公司的98880 水凝胶粘合剂(3M公司，St.Paul ,Minnesota)。这些区域113c则可以通过非导电材料113b彼 此隔离，诸如3M公司的9836胶带或者3M双面转印粘合剂9917(31，5丨.？ &111，1^)或等效物。附 加层113d在被使用时可以是3M 9917粘合剂，并可与9836材料制成的113b粘合起来。这些结 构可以提供以下效果:创建电极区域113c的Z轴方向（垂直于图IE的纸面并且为垂直/横切 于图IF和IG中的纸面）上的低电阻抗路径，并且在电极之间创建X/Y方向上的高电阻抗路 径。（参见图1E、IF和1G;在图IE中与纸张共面，并且与图IF和IG中的纸面水平垂直。）因此， 复合粘合条带不仅能够保证将设备粘附至患者，而且能够保证无论是两个还是所示的三个 电极都通过粘合条带的导电部分导电连接，其中，导电部分和非导电部分的结合则能够减 少信号噪声和/或增强无噪声特性。电极相对于皮肤移动能够引起噪声；即，通过胶体电连 通/连接至皮肤的电极可能因相对于皮肤的移动而引起噪声。然而，在复合粘合剂中被连接 至各个电极并之后被基本牢固地连接至皮肤的一个或更多导电粘合剂部分将保持各个电 极相对于皮肤基本被固定，并由此减少甚至消除电极相对于皮肤的运动。去除这种运动则 会去除噪声，由此可提供纯净的信号，该纯净信号能够允许对心脏P波进行监视，从而提高 了对无法用其他方式来检测的心律失常进行检测的可能性。以下给出进一步的说明。
[0048]在某些实施方式中，可以按照图113d中所示出的方式来实现另一种可选的连接 和/或绝缘结构113d，从而在下侧102上连接至设备100的电极之间提供进一步的结构和绝 缘分离(参见图1G)。尽管在图IF和IG中所述连接和/或绝缘结构113d被示为分离形式，但是 这些视图中的所述连接和/或绝缘结构113d可以与绝缘粘合剂113b相邻。
[0049] 可以使用与粘合剂相关的的某些替代性实施方式。在某些实施方式中，所使用的 复合粘合剂条带可以具有用于减少一个或多个运动伪影的特征。典型的ECG附着系统使用 位于电极上的导电胶。然而，这里可以使用水凝胶粘合剂，该水凝胶粘合剂被嵌入在覆盖了 设备的所选区域或整个占地面积的连续的层压粘合剂片中。水凝胶本身所具有的较强的粘 合特性连同使用粘合剂覆盖设备的整个覆盖面积一起可以确保设备和患者皮肤之间的坚 固粘结。一种将设备垂直放置在胸骨上的替代性方式可以有助于减少运动伪影，其结果是 减小了 ECG信号、光电容积描记波形以及氧饱和度信号中的一个或多个的运动伪影。
[0050] 在某些实施方式中，对复合粘合剂的改进可以包括对水凝胶粘合剂进行防水封 装，以防止因欧姆阻抗减小而引起信号幅值的削减。这也有助于防止水状胶质粘合剂的降 解。特别地，如图II和IJ中的非限制性的替代性示例所示出的;可以使用若干个层。这里，层 1可以是水状胶质，该水状胶质是一种被设计成通过吸收汗液和细胞来进行长期皮肤接触 的粘合剂。之后层2也可以是一种被设计成进行长期皮肤接触的层，然而，该层2隔离了层3 与皮肤的接触。更小尺寸的层2在层1和层3之间产生了间隙。当层1和层3联结在一起时，在 层2周围便形成了水密密封。该层2还隔离了水状胶质和水凝胶，以保护水状胶质的粘合特 性。之后，层3和层5通常为电隔离的双面粘合剂型的防水层。这两层封装了水凝胶粘合剂， 以防止下文所述关于层4的"短路"。层4是水凝胶粘合剂，该水凝胶粘合剂在本文中是导电 元件。层4的水凝胶粘合剂的三个岛状区必须保持彼此电隔离。然而，由于层1中的水状胶质 吸收汗液，因此该水状胶质便能够导电并且可能在层4中的水凝胶粘合剂的三个岛状区之 间产生"短路"，从而减小信号幅值。然而，该"短路"可以通过上述层3和层5来避免。
[0051] 本申请中的某些替代性实施方式可以包括具有一个或多个仅适于胸部的电极 ("驱动胸部电极"）的右腿驱动ECG电路。除了被用于对单个或多个导联心电图信号进行测 量的电极以外，设备100还可以使用诸如参考电极11〇(参见图1A、1C、ID和1G)之类的附加电 极来减小共模噪声。这种电极的工作方式可以与常用的右腿驱动电极的工作方式相似，但 是在此情况中电极可以位于患者的胸部上而非患者的右腿上，然而该第三/参考电极可以 起到腿部电极的作用。该胸部电极因此可以模仿右腿电极和/或被视为代理右腿驱动电极。 适于以这种方式工作的电路或者整个电路的一部分可以包括若干放大器级以用于提供增 益，以及用于滤波以确保电路稳定性和修整综合频率响应。这种电路可以被偏置以控制心 电图信号的共模偏置。该驱动胸部电极实施方式可以与差分放大器或测量放大器共同使用 以减小共模噪声。在这种情况下，感测电极可以被用作心电图电极中的一个。替代性地，单 端心电图放大器可以被用在将差分心电图信号与接地点或某些其他的已知电压进行参比 的情况中。
[0052] 图2中所示出的使用晶体管201的电路或子电路200便可以是这种电路（亦称模 块），并且因此如图2A中进一步所示，该电路可以包括感测电极202、驱动电极203和放大器 204。感测电极202和驱动电极203都被放置在患者的胸部上，以使得两者可与患者电连接。 放大器204可以包括增益和滤波功能。放大器输出端被连接至驱动电极，反相输入端被连接 至感测电极，并且非反相输入端被连接至偏置电压205。放大器将感测电极的电压维持成接 近偏置电压的水平。之后可以使用附加电极测量心电图信号。实际上，在上述通过使用各向 异性粘合剂部分来增强导电性的情况下，在此同样或者替代性地，将该第三电极用作代理 右腿电极（即代理右腿驱动电极)能够在其他不可用的情况下提供信号接收。纯净信号因此 可以允许接收心脏P波，这提高了对无法用其他方式来检测的心律失常进行检测的可能性。 [0053]电路系统的其他替代性描述包括图2B和2C中所示内容;在其中所示的非限定性替 代方式中，三个邻近电极E1、E2和E3可以被用于采集ECG信号，其中一个电极被用作传统EGC 监视器的远肢电极。因为电极一患者接口具有关联阻抗(Rel和Re2)，所以流经该接口的电 流将在患者与电极之间引起电压差。电路可以使用感测电极(El)来检测患者电压。因为该 示例性电路节点相对于电路接地点(GND)具有高阻抗，所以仅有极小的电流流经电极接口， 这使得患者与该节点之间的电压降达到最小。这些替代性非限定电路中的第一个(图2B)还 包括放大器(Ul)，该放大器(Ul)的低阻抗输出端被连接至单独的驱动电极(E2)。该放大器 使用负反馈来控制驱动电极，以使得患者电压（由感测电极El测量)等于偏置电压(VI)。这 可以在不考虑驱动电极(E2)与患者之间的任何电压差的情况下来有效地将患者电压维持 为与偏置电压相等。该电压差能够包括由在驱动电极与患者之间所流经(通过Re2)的电力 线感测电流而引起的电压差。这种设置与传统的"右腿驱动"电路的不同之处在于以下至少 两方面:驱动电极被放置在患者的胸部上(而非右腿上），并且ECG信号为来自第三电极(E3) 的单端(非差分)测量值。因为在胸部安装的示例中全部的电极都位于患者的胸部上，所以 放置在患者胸部上的小型设备可以包含ECG测量所需的全部电极。单端测量的一个可能的 有益效果是，在记录(ECG输出端)之前，确定ECG信号所需的增益和滤波电路系统(U2和相关 组件（图2C))需要更少的组件并且对组件容差匹配的敏感性更低。图2A、2B和2C的示例是非 限定示例，而且并非旨在将权利要求的范围限制于此，本领域的技术人员可根据本发明的 观念并在本发明的权利要求的精神和范围内来形成具有其他电路元件的其他电路。
[0054] 在许多实施方式中，本发明的系统可以包括可与ECG电极共同工作的其他电路系 统，该电路系统因此可以伴有其他传感器以提供如下所述的时间一致性轨迹：i)ECG p波、 qrs波和t波；ii)使用脉搏血氧测量法测量的氧饱和度;和/或iii)xyz加速度，以提供物理 活动的指数。这样的电路系统可以被应用于以下电气规范中的一个或多个。总体系统在某 些实施方式中可以包括长达两周(或更长时间）的持续运行时间；并且在此段时间内收集数 据。某些实施方式可以适于提供多达甚至超过1000次使用。替代性方式可以包括甚至在暴 露于液体或潮湿环境中之后或期间的工作能力；在某些这样的示例中为抗水的、防水的或 者水密的；在某些情况下在完全被浸没(在低盐度水中）时能够完好地工作。其他实施方式 可以包括快速数据传递，例如使用HS USB以在小于大约90秒的时间内传递全部数据。通常 可以使用可充电电池组。
[0055] 另一个替代性实施方式可以包括电子"接地"：在本发明的设备中，该设备被整体 安装在柔性电路板上，接地层功能可以由邻近信号导线的同轴接地导线提供。该类型的接 地系统的主要作用在于可以允许设备具有贴合以及粘附至皮肤所需的柔性。
[0056]对于心电图EKG或ECG而言，某些实施方式可以包括大于约10兆欧的输入阻抗;某 些实施方式可以工作在0.1-48HZ的带宽下;并且某些实施方式的采样率接近256Hz;并且可 以实现12位的分辨率。对于PPG和脉搏血氧测量仪，其工作可以使用660和940nm的波长、大 约80-100Sp氧饱和范围、0.05-4.8Hz带宽、16Hz采样率以及12位分辨率。对于加速计，可以 采用3轴测量，并且在某些实施方式中使用±2G范围、16Hz采样率以及12位分辨率。
[0057]对于脉搏血氧测量法，则可以包括对PPG环境光的去除选择。描述了一种用于减小 脉搏血氧测量过程中由环境光所引起的误差的方法和电路系统，并且在图2D中示出了一种 电路系统选择。这里示出了一种相关的双重采样技术，其用于去除环境光、光电探测器、暗 电流和闪光噪声的影响。
[0058]在图2D中示意性示出的内容可以被用于噪声信号可首先被测量的情况。光源被关 闭，开关Sl闭合，并且开关S2断开。这使得与噪声信号成比例的电荷将积累在Cl上。之后，开 关Sl被断开。在此，Cl上的电压等于噪声信号电压。之后，可以对光信号进行测量。光源被开 启，开关S2闭合，并且电荷能够依次流过Cl和C2。之后，S2被断开，并且维持C2上的电压直到 下一个测量周期，此时整个过程被重复。
[0059] 如果Cl远大于C2,则C2将承受几乎所有的电压，并且C2上的电压将等于一个或多 个无噪声信号。否则，C2上的电压将为之前的C2电压(p)和无噪声信号的线性组合：（C2 X s+ Cl Xp)/(C1+C2)。这样产生的效果是将一阶、低通IIR离散时间滤波器应用于该信号。如果 该滤波效果并非是所期望的，则在每个周期测量信号之前，C2上的电压可以被放电至零，以 致C2上的电压仅保持为：（C2Xs)/(Cl+C2)。
[0060] 这种电路可以使用跨阻抗放大器来代替电阻器R、光电晶体管来代替光电二极管、 以及FET来代替开关。输出端后面可以接续有附加缓冲级、放大级、滤波级以及处理级。
[0061] 某些总结方法在这里可以参照图3进行理解，尽管其他的总结方法可以通过并根 据本公开的剩余内容中的部分进行理解。图3中的流程图300可以示出某些替代性方式;其 中，初始操作301可以是将设备100应用于患者。实际上，这可以包括上述粘合剂应用的替代 方式中的一个或多个，可借助于/通过使用诸如图ID中的113之类的粘合剂，或借助于图1E、 IF和/或ID中的粘合剂。之后，如所示出的，沿着流程线311移动，可以执行数据收集操作 302。应当注意的是，这可以包括连续或基本连续的收集，或者间隔性或周期性的收集，又或 者甚至是一次性事件收集。这可以取决于所要收集数据的类型和/或取决于其他特征或替 代方式，例如，对于ECG是否需要长期的数据量，或者在脉搏血氧测量法的某些情况下相对 的单个数据点是否有用(有时，可能关注单个饱和点，例如，尽管比较数据显示出单个饱和 点随时间的趋势，但是如果单个饱和点明显过低，实际上则更加典型）。
[0062] 之后在图3的流程图300中示出了若干个替代方式:第一替代方式可以沿着流程线 312到达数据传输操作303,之后数据传输操作303可以涉及从设备100到数据分析设备和/ 或数据存储设备和/或系统(并未在图3中单独示出，可以包括计算设备，例如参见以下所述 的图4或类似附图）的无线或有线（例如，USB或其他)的数据通信。这一点的选项也很明显； 然而，第一替代方式可以包括沿着流程线313到达数据分析操作304以分析数据，进而用于 确定相对健康和/或用于患者的状况诊断。计算系统，例如计算机(可以是许多类型的，手 持、个人、主机或其他，参见图4和以下描述），可以被用于进行该分析;然而，可以将充足的 智能性整合至设备100的电子器件103中，以使得可以在设备100之上或之内运行某些分析。 一种非限定性示例可以是阈值比较，例如对于脉搏血氧测量法，其中，当达到低阈值电平 (或者在某些示例中可以是高预高阈值电平)时，可以完全在设备100的电子器件103上或由 设备100的电子器件103激活指示或警告。
[0063] -个类似的此类示例为，可选的替代性流程路径312a可以考虑进行其自身两个分 部312b和312c中的哪个分支。沿着流程路径312a，并且随后在第一示例性路径312b中，略过 传输数据操作303便能够被理解，从而在没有大量数据传递的情况下便可实现分析304。这 可以解释板载分析，例如根据以上阈值示例，或者在某些情况中根据电子器件103之上或之 中所整合的智能程度可以包括更详细的分析。另一个观点关于，即使使用传输操作303还可 能需要多少传输量；由于这在一个层面上可能包括从患者皮肤经过导体1〇8、109和/或110 再经过引线107到达电子器件103,以用于分析电子器件103处的数据。当然，在其他示例中， 传输可以包括在板外下载至其他计算资源上(例如，图4)。在某些情况中，该种数据的板外 加载可以通过使用具有更高计算能力的资源来允许或者提供更加复杂的分析。
[0064] 另一些替代方式在使用时可以主要涉及数据存储的时间和地点。由于具有智能 性，因此某些或者没有存储设备或存储器可用在设备100的板载电子器件103中或者由电子 器件103使用。如果某些存储设备（不论是很少还是许多）可用在设备100上，则沿着路径 312a并通过路径312c便可以被用于实现某些数据存储305。这可能出现在许多情况中，即便 并不必须出现在传输或者分析之前(注意到，对于某些类型的数据，可以同时并行采用多条 路径，尽管这可能并非在同一时刻或者是相继进行的(例如，路径312b和312c并不需要完全 彼此独立地进行），以致存储和传输或者存储和分析可以在不必要求在开始或执行另一操 作之前便完成任何特定操作的情况下发生）。因此，在存储305之后(或期间），流程路径315a 可以跟随其后，以使得存储数据可以经由路径315b传输到操作303,和/或经由路径315c传 输到操作304进行分析。在该存储示例(在许多情况下还可以是板载存储示例）中，数据能够 被收集并且随后被存储在本地存储器中，并在之后被载出/传输到一个或多个鲁棒计算资 源(例如，图4)以供分析。普遍地，该过程可以包括长期数据收集，例如以数天或数周甚至更 长的方式，并且因此可以包括当患者离开医生办公室或者其他医疗设施时的远程收集。因 此，能够在患者所处的真实世界环境中从患者处收集数据。之后，在收集之后，数据能够从 其设备100上的存储设备被传回至期望的计算资源(例如，图4)，并且该传送可以以无线方 式或有线方式或者两者的结合，例如使用蓝牙或WiFi连接至个人计算机（图4中为一个示 例），之后个人计算机可以通过互联网将数据传送至用于最终分析的指定计算机。另一个示 例可以包括通过USB连接至计算机，所连接的计算机可以是PC或主机（图4)，以及可以是患 者计算机或用于分析的医生计算机。
[0065] 如果设备100上驻留有很少存储设备或存储器或没有存储设备或存储器(或者，在 某些示例中，甚至可能具有大量的可用驻留存储器），那么在收集后不久，需要或者可能希 望对数据进行传输并之后存储(参见操作303之后的路径313a)、和/或对数据进行传输和分 析(参见路径312和313)或者两者均有。如果使用路径313a，则之后更典型地，数据存储设备 可以位于板外（虽然也可以使用板载存储器)计算资源（图3中未示出，但可参见下文的图4) 之中或之上，并且之后可以使用路径315a、315b和315c中的任一个。
[0066] 本发明的一个特征可以包括整体系统，该整体系统包括一个或更多设备100以及 计算资源(例如参见图4)，计算资源板载或独立于设备100,例如在个人或移动或手持计算 设备(一般由图4给出）中，整体系统还提供了使得医师或医生具有即时室内分析能力以及 呈现所收集的测试数据的能力。在某些实施方式中，这将允许在不使用第三方进行数据提 取和分析的情况下由设备进行现场数据分析。
[0067] 本发明的替代性实施方式因此可以包括一个或多个硬件和软件组合，以用于多个 替代性数据源解析。如上文所指出的，本发明的设备100包括硬件，该硬件对一个或多个不 同生理参数进行监视，随后生成并存储代表所监视参数的相关数据。之后，系统包括诸如设 备100和/或其中组件的硬件、软件以及用于在其中进行处理的计算资源(通常在图4中示 出）。于是系统不仅包括数据收集，而且包括数据的解释和相关内容。
[0068] 例如，可以对表现了在强烈锻炼期间的心室性心律失常的心电图迹线与休息期间 的相同心律失常进行区别性地解析。随着运动大幅变化的血氧饱和度尤其能够指示出比休 息时严重得多的情况。四项生理参数的更多组合是可能的，并且本发明的软件显示并突显 可能存在的问题的能力将极大地协助医师进行诊断。因此，本发明中所描述的系统能够提 供有益的数据解析。
[0069]能够有助于实现此目的的某些特征可以被归入图3的操作303和304中的一个或多 个中，其中，在设备100上收集的数据能够更容易被传送/发送至计算资源（同样，可以板载 于设备100或独立于设备100,例如图4所示）。对于一个示例，当已经被应用了设备（操作 301)的患者在收集数据(操作302)的测试阶段之后返回医师办公室时，设备经由一个或多 个数据传输替代方式被连接至办公室中，例如经由USB连接到办公室中的计算机上 (Windows或Mac)(通常参照本发明的图4和说明书），从而允许在患者等待期间（应当注意， 设备100在进行传输和分析以确定是否需要更多数据的过程中首先可以从患者身上移走或 者可以保留在患者身上）由医师进行即时分析。在某些实施方式中，数据分析时间可能相对 较短，在某些实施方式中为约为15分钟，并且可以通过使用用户友好GUI (Graphic User InterfaCe(图形用户界面））来实现，以通过分析软件引导医师。
[0070] 分析/软件包可以被设置成用于以多种格式向医师呈现结果。在某些实施方式中， 可以将测试结果的概览与更详细的结果一起呈现，或以测试结果的概览替代更详细的结 果。在任一种情况下，都可以提供检测的异常情况和/或患者触发事件的概要，该概要作为 概览的一部分和/或作为更详细呈现内容的一部分。选择单个的异常情况或者患者触发事 件可以提供期望的灵活性，以允许医师查看额外的细节，包括来自ECG和/或其他传感器的 源数据。该软件包还可以允许对数据进行打印，以及采用工业上的标准EHR格式将数据与注 释一起存储。
[0071] 在一个实施方式中，可以使用具有一个或多个以下规范的软件分析患者数据。某 些替代性能力可以包括：1、数据采集，即从设备上加载数据文件;2、数据格式化，即将源数 据格式化为工业标准文件格式(例如，aECG(xml)、DIC0M或SCP-ECG)(应当注意，这种数据格 式化可以是采集、存储或分析的一部分，或者可以为从一种格式到另一种格式的转换（例 如，数据采用紧凑格式可以更好地被存储，这可能需要进行转换或其他解封装以进行分 析））；3、数据存储(储存在本地、诊所/医疗设施中，或者例如在云端(可选地并且允许基于 离线便携浏览器进行呈现/分析））；4、分析，尤其可以包括例如噪声滤波(高通/低通数字滤 波）；和/或QRS(心跳）检测（在某些情况中，可以包括用于速度和精确度的连续波变换 (CWT));和/或5、数据/结果呈现，可包括一个或多个图形用户界面(GUI)，该一个或更多图 形用户界面更特别地具有综合概要和/或总体统计和/或一个或多个患者触发事件的异常 概要;呈现出额外的细节水平:事件(前后）的血氧饱和度、压力相关性等的异常数据的一个 或多个条带视图；和/或允许护理人员通过事件和/或打印能力进行书签标记/注释/注解。
[0072] 另外，在硬件与合适的软件包的替代性组合中：i) 一个设备上的软件包可以适于 对从一个或更多的EKG/ECG上采集的数据信号的测量值(右腿和/或p波、qrs波和/或t波）、 或氧饱和度测量值、或xyz加速度测量值以时间一致方式进行存储，以致医师可以访问测量 值的临时历史（即，在某些示例中，维持1至2周的间隔），这可以提供在心脏事件发生之前、 期间和之后与患者活动级别相关的有用信息。ii) 一个替代方式为替代性地管理实时测量 参数到附近基站或中继器的实时传输。和/或，iii)设备外ECG分析软件旨在识别心律失常。 [0073]上述软件可以是由第三方提供的工业许可软件，或者特别适用于从本发明的可穿 戴设备100产生、发出和/或接收到的数据。在使用标准(MIT-BIH/AHA/NST)心律失常数据库 的整个测试过程中，FDA 510(k)被认为是优选的。这种软件可以为适于允许下述内容中的 一项或多项：通过为ECG信号处理提供可调用函数的自动ECG分析与解析、QRS检测和测量、 QRS特征提取，正常心跳和心室异常心跳的分类、心率测量、PR和QT间隔的测量以及心跳节 律解析。
[0074] 在许多实施方式中，软件可以适于提供和/或被设置为能够提供以下测量值中的 一个或更多：
[0075] 表1:
[0076] 1、心率最小值、最大值和平均值
[0077] 2、QRS持续时间平均值
[0078] 3、PR间隔平均值
[0079] 4、QT间隔平均值
[0080] 5、ST偏差平均值
[0081] 以及，可以适于识别宽范围的心律失常，诸如以下所给出的：
[0082] 表2A:
[0083] 1、窦性节律
[0084] 2、窦性节律+下腔静脉直径
[0085] 3、窦性心动过缓
[0086] 4、窦性心动过缓+下腔静脉直径
[0087] 5、窦性心搏过速
[0088] 6、心跳停止
[0089] 7、未分类心跳节律
[0090] 8、伪影
[0091] 以上给出的第一组8种心律失常类型在即便没有可辨别的P波的情况下也可以被 识别。这些心律失常类型典型地由我们提出的门诊患者监视市场中的现有产品来识别。
[0092] 下述第二组集或第二组心律失常可能需要可分辨别且可测量的P波。本发明的某 些实施方式可以适于能够检测和识别该P波，如设备100能够如上所述根据受设备100位置 影响的P波的强度或患者的生理情况来检测P波。
[0093] 表2B:
[0094] 9、心房纤维性颤动/振颤外周血管阻力(缓慢）
[0095] 10、心房纤维性颤动/振颤心脏机械瓣膜(正常频率）
[0096] 11、心房纤维性颤动/振颤心室重复反应(快速）
[0097] 12、一级房室传导阻滞+窦性节律
[0098] 13、一级房室传导阻滞+窦性心搏过速
[0099] 14、一级房室传导阻滞+窦性心动过缓
[0100] 15、二级房室传导阻滞
[0101] 16、三级房室传导阻滞
[0102] 17、房性期前收缩
[0103] 18、室上心搏过速
[0104] 19、室性期前收缩
[0105] 20、室性联结
[0106] 21、室性二联
[0107] 22、室性三联
[0108] 23、心室自身节律
[0109] 24、室性心搏过速
[0110] 25、迟缓室性心搏过速
[0111]另外，在替代性软件实施方式中，某些样本屏幕截图在图5中示出。第一个这种替 代方式在图5A中示出，该替代方式是示出了通过使用诸如本发明的设备100之类的块设备 而获得的ECG和氧饱和度数据的示例屏幕截图。这里示出了一个非常纯净的信号(没有对该 数据进行过滤波或平滑化）。还示出了不同的P波(其中的3个示出为具有箭头的示例KP波 检测对于ECG异常情况检测是至关重要的。使用脉搏血氧测量法测量的氧饱和度在底部的 曲线图中示出。该数据是由胸部上的设备获得，并且该数据与ECG数据时间一致。
[0112]图5B中示出了另一个替代方式，该替代方式是分析软件的示例屏幕截图。这是从 MIT-BIH心律失常数据库的记录205中获得的ECG数据样本。正如本发明的系统所分析的，我 们在事件发生概要列表(左上方）的五个(5)异常情况类型（更加正常的正弦节律）中可以看 出。该列表还示出了每个异常情况的出现次数、整个ECG中异常情况的总持续时长、以及整 个ECG中发生该异常情况的时间比例。为了查看每个异常情况的特定情况，用户双击事件发 生概要列表中的特定行，如图5C中所示。
[0113]如前所述，图5C是示出了心室性心播过速的特定情况的示例屏幕截图。ECG曲线图 自动导航至ECG波形的特定时刻，并且标记事件的开始和结束。在发生细节中示出了关于该 特定事件的更详细的数据:该事件期间的HR平均值、HR最大值等。为了示出该ECT中的另一 种异常情况的实例，用户可以点击事件发生概要的室性期前收缩(PVC)行，如图f5D中所示。
[0114] 如前所述，图5D是示出了室性期前收缩的特定情况的示例屏幕截图。该图示出了 PVC的发生。起始时间列表（中间上部)示出了在该ECG中发生PVC的全部情况，并且列出了每 次发生的起始时间。在这种情况中，用户能够点击起始于00:15:27的PVC(第11次发生）。ECG 曲线图自动到达该时间点，以示出并指示波形中的PVC情况。因为在该时间段中存在PVC的3 种情况，全部3次发生都被标记出来。
[0115] 如上所述，在本发明成果的一个方面中，与脉搏血氧测量信号时间一致地收集到 的ECG信号可以被用于减小脉搏血氧测量信号中的噪声，并且允许计算氧饱和度值，尤其是 在脉搏血氧测量数据的传感器位于诸如患者的胸部之类的噪声易发位置上的环境中。在某 些实施例中，此方面可以通过以下步骤实现：（a)测量多次心跳的心电图信号；（b)测量多次 心跳期间的一个或多个脉搏血氧测量信号，以使得在一个或多个心跳期间的心电图信号和 一个或多个脉搏血氧测量信号在时间上一致；（c)将一个或多个心跳期间在时间上一致的 心电图信号的一部分与一个或多个脉搏血氧测量信号进行比较，以确定一个或多个脉搏血 氧测量信号中每一个的恒定分量以及主要周期分量；以及(d)根据一个或多个脉搏血氧测 量信号的恒定分量和主要周期分量确定氧饱和度。对ECG信号和脉搏血氧测量信号的测量 可以通过本发明设备的实施例来实现。特别地，脉搏血氧测量信号可以是本发明设备中的 光电探测器所收集的反射红外信号和反射红光信号。与心跳对应的脉搏血氧测量信号的间 隔可以通过将该信号与时间一致的ECG信号进行比较来确定。例如(并不旨在限制），时间一 致的ECG信号的连续R波峰值可以被用于识别这种间隔，尽管同样可以使用ECG信号的其他 特征进行识别。一旦识别出这样的间隔，可以对间隔内的相应时刻处的值求平均值，以减小 信号噪声并获得脉搏血氧测量信号（例如，Warner等人，麻醉学，108:950-958(2008))的恒 定分量(有时称为"直流分量"）和主要周期分量(有时称为"交流分量"）的更加可靠的值。在 一个间隔中记录的信号值的数量取决于所使用的检测器和处理电子器件的信号采样率。同 样，由于间隔的时长可以变化，因此可以对间隔中的数值子集求平均值。如下所述，可以使 用传统算法根据所述直流和交流分量来计算氧饱和度值。如下所述，心跳的次数以及计算 平均值的间隔可以在很宽的范围内变化。在某些实施例中，可以对来自一个或更多心跳或 间隔的信号进行分析;在其他实施例中，可以对来自多个心跳或间隔的信号进行分析;并且 在某些实施例中，该多个心跳或间隔的范围从2至25，或者从5至20，或者从10至20。
[0116] 在另一些替代性实施方式中，可以使用线性回归算法来计算氧饱和度。同样地，患 者的ECG信号可以被用于确定心跳何时发生。心跳位置能够对两个光电血管容积图信号中 的每一个在相关的时间中求平均值。之后总体均值的线性回归可以被用于确定所述两个信 号之间的线性增益因数。该增益因数可以被用于确定患者的氧饱和度。
[0117] 可以对ECG数据与具有不同光波长的两个或更多个光电血管容积图进行时间一致 性地记录。该心跳在ECG信号中被检测。这些心跳允许对两个相邻心跳之间的时间内的光电 血管容积图数据的'帧'进行定义。之后可以在每个时间点处对这些帧中的两个或更多个共 同求平均值，以创建该时间间隔的平均帧。由于光电血管容积图与心跳是相关联的，因此光 电容积描记信号通过该平均化过程被增强。然而，在时间上与心跳无关的任何运动伪影或 其他噪声源被消除了。因此，平均帧的信噪比典型地高于单个帧的信噪比。
[0118] 在已经为具有不同光波长的至少两个光电容积描记图构建了平均帧之后，便可以 使用线性回归法来估计所述两个平均帧信号之间的增益。该增益值可以被用于估算血氧饱 和度信息或血液中所呈现的其他成分，诸如血红蛋白、二氧化碳或其他。为此，可以对附加 的光波长重复进行该过程。
[0119] 本发明中的一个示例性/替代性方法可以包括，如果/当可被使用时，确定特定信 号之间的增益，如确定红光和红外帧信号之间的增益。可以首先通过对两个帧一起求平均 值来求取该增益。这可能导致信号的噪声减小。通过执行相对结合的红光和相对结合的红 外光的线性回归并且之后求取这两个结果的比率来求取该增益。
[0120] 另一种方法涉及选择可能的增益值，用平均帧信号乘以该增益值，并确定相对于 不同波长的平均帧的残余误差。对于多个潜在增益值，该过程可以被重复。虽然简单的线性 回归求取了全局最小增益值，但是该方法也可以求取局部极小值。因此，如果全局最小值能 够表示由运动伪影、静脉血运动或另一个噪声源所引起的关联性，则该全局最小值可以被 忽略，并且可以选择局部极小值来进行代替。
[0121] 如上所述，本发明用于实现以上方面的患者可穿戴设备对于这种测量的监视噪声 区域中的氧饱和度尤其有用，例如，诸如胸部位置中具有明显的局部皮肤运动。
[0122] 图6A-6C中示出了本发明上述方面中的一个实施例。在图6A中，曲线A(600)示出了 本发明的设备的光电二极管的红外（IR)反射随时间变化的输出，并且曲线B(602)示出了设 备的光电二极管的红光反射随时间变化的输出。在某些实施例中，替代性地使用红光LED和 红外LED照亮皮肤以生成由相同的光电二极管收集的信号。在图6B中，曲线C(604)示出的时 间同步（即时间一致)ECG数据被添加到图6A的曲线图中。ECG数据中的峰值(例如，峰值606 和608)可以用于限定脉搏血氧测量数据的帧或间隔。额外的连续帧或间隔由612和614指 示，并且以类似方式确定其他帧。根据该方面，对来自多个帧的脉搏血氧测量数据进行收 集。多个帧的模值根据特定应用可以大范围地变化。在某些实施例中，收集的多个帧从5个 到25个;在一个实施例中，多个帧从8个到10个帧。典型地，脉搏血氧测量数据的帧或间隔包 含不同数量的信号样本。即，可以以预定采样率对传感器的输出采样，例如每秒钟32个样 本。如果ECG峰值之间的时间发生变化，则每帧的样本数量将变化。在一个实施例中，选择了 ECG数据中用作一个帧的起始点的特征，以致脉搏血氧测量数据中的关联峰值近似位于该 帧的中间点或中心，此后对每个帧记录预定数量的信号样本。较优地，在该实施例中，预定 数量被选择为足够大以保证脉搏血氧测量信号的峰值基本是中间帧。与上述时间点对应的 大于预定值的样本值并没有被使用。在收集了多个数据帧之后，对这些帧的相应时间点处 的值的平均值进行计算。根据的该平均值中的数值，确定了脉搏血氧测量数据的交流分量 和直流分量，并且该交流分量和直流分量之后被用于通过传统方法来计算相对氧饱和度， 诸如比率比算法，例如Cypress Semiconductor(塞普拉斯半导体)文件No .00l_26779Rev A (2010年1月18日）。图6C的流程图中对该基本程序进行了总结。对帧尺寸(也就是样本的数 量)进行确定(620)。将每个帧内的相应时间点处的样本值相加(622 )，之后计算每个时间点 处的平均值，并依次给出了具有降低的噪声的红外光反射和红光反射的交流分量和直流分 量。在某些实施例中，这些分量的值能够被用于通过使用传统算法来计算氧饱和度(626)。 通过对特定实施例的测量值进行校准，可以将氧饱和度的相对值转换为绝对值。可以在受 控环境中实施校准，其中，个体暴露在不断变化的大气氧浓度中，并且所测量的氧饱和度值 与相应的氧水平相关。
[0123] 除了以上将ECG信号与脉搏血氧测量信号进行比较的实施例以外，用于这种比较 的一些其他实施例都在本领域的普通技术人员的理解范围内。例如，为了在存在噪声的情 况下求取脉搏血氧测量信号的AC分量的峰值，位于脉搏血氧测量最大和/或最小值之前和 之后的特征时刻处的时间一致性ECG信号的特征可以被用于，在对多个心跳求取平均值时 可靠地确定脉搏血氧测量峰值和谷值(而不需要对多个心跳期间的脉搏血氧测量信号的全 部值求取平均值）。例如，如果在一个间隔内，ECG信号的R波峰值特征性地在脉搏血氧测量 信号的最大值之后X毫秒并且在脉搏血氧测量信号的最小值之前y毫秒，则关于脉搏血氧测 量信号的交流分量的关键信息可以通过对脉搏血氧测量信号中的仅两个值进行重复测量 来获得。
[0124] 在某些实施例中，光电二极管测量到的红外反射或红光反射的值可以被用于估算 呼吸深度和/或呼吸速率。在图6D中示出了红光值或红外值关于时间的曲线（630)。在图6E 中，曲线(630)的最大值和最小值分别由虚曲线(632)和(634)示出。某时间点处的最大值和 最小值之差与被监视个体的呼吸深度单调地相关联。因此如图所示，时刻(636)处的呼吸比 时刻(638)处的呼吸更浅。在某些实施例中，可以在个体中监视并计算呼吸深度相对于时间 的关系。随着时间的推移，可以根据最大值和最小值随时间变化的曲线来估计呼吸速率。
[0125] 此外，基于对从ECG R-S幅值和/或R-R间隔所衍生的呼吸波形的理解，可以看出本 申请中所描述的PPG和/或脉搏血氧测量仪可以被用于相对直接地估计呼吸波形。由于胸部 在呼吸期间会扩张和收缩，因此这里的运动在PPG信号上显示为基线漂移的伪影。可以通过 对PPG数据滤波来隔离呼吸信号，以专门关注呼吸信号。这尤其可以是关于胸部安装的PPG 的情况。
[0126] 此外，胸部安装的加速计也可以/可以替代性地被用于测量呼吸波形，尤其当用户 仰面平躺时。由于胸部扩张和收缩，胸部将会加速和减速(或横向地，或取决于定向），该加 速和减速可以通过加速计来测量。
[0127] PPG和/或加速计、设备和/或方法中的任一项可以被分离地或彼此结合地被使用， 和/或与上述基于ECG的呼吸估算技术共同使用。相较于基于单一方法的估算，使用多种方 法可以提高精确度。之后，可以使用时域和/或频域方法来根据呼吸信号估算呼吸速率和呼 吸深度。
[0128] 在某些实施方式中，心跳计时（例如，来自ECG)和PPG信号可以被用于确定脉搏传 导时间；即气压波从心脏传播至身体中其他位置的时间。脉搏传导时间的测量值之后可以 被用于确定或估算血压。应当注意，可以通过传统方法或其他将来开发的方法、系统或设备 来生成ECG和/或PPG信号，或可以由诸如本申请中其他部分所描述的穿戴式设备来产生。 SP，本申请中的算法可以是独立可用的，并且在穿戴式心脏设备中可用。
[0129] 如这里或本文其他地方所公开的，可以通过将若干个心跳的PPG信号中的每一个 与各自的心跳相关联来对若干个心跳的PPG信号求平均值。结果为PPG帧，其中与心率相关 联的PPG信号被增强，而无关的噪声被消除。此外，由于已经将PPG帧与心跳计时相关联，因 此可以通过确定与帧本身的开始或结束相关的峰值或谷值的位置来估算脉搏传导时间。这 可以通过求取一个或多个最小和/或最大样本来实现，或可以通过对信号进行插值以求取 测量样本之间的多个点来实现。例如，可以通过二次拟合、三次样条、数字滤波或许多其他 方法来实现插值。
[0130] 还可以通过将PPG帧与样本信号进行关联来估算脉搏传导时间。通过使两个信号 相对于彼此进行移位，可以对产生最大关联度的时间移位进行确定。如果样本信号是所期 望的PPG帧的近似值，则具有最大关联度的时间移位可以被用于确定脉搏传导时间。
[0131] 这里描述了一种示例性方法或算法，并且在附图7A、7B和7C中示出。首先，该方法 710(包括部分710a、710b和/或710c，和/或由部分710a、710b和/或710c定义)采用了至少一 个心跳（典型地为ECG)信号712以及至少一个PPG信号711作为图7A中所示出的输入，例如， 心跳计时信息/信号712被用于通过从每个心跳中检测R波或其他ECG特征来生成心跳计时 信息；多个ECG信号（即来自于身体上多个位置的不同导联)可以被用于获得对心跳计时信 息的更好估算。PPG 711可以使用单一的光波长或来自于多个光波长的信号。使用与每个 PPG信号711相关的相应心跳计时信息，每个PPG信号711被划分成多个"帧"，参见图7A中的 PPG帧I、PPG帧2以及PPG帧N，其中每个帧包含在一个相应的心跳持续时间内的单一波长的 PPG信号。
[0132] 可选地但并非典型地，也可以执行PPG信号质量估算。一个这种示例示出为图7B中 的方法部分710b。该估算可以考虑PPG信号的方差、PPG信号的估算信噪比、PPG信号饱和度、 来自于加速计或陀螺仪的患者运动信息、E C G或阻抗测量噪声估算、或关于P P G信号质量的 其他信息。图7B中示出了通过使用加速计信号713连同PPG信号711来生成PPG信号质量值/ 估算714的示例。之后可以将该信号质量估算714与心跳计时信息712联合使用，以生成每个 帧的增益，参见图7B中的PPG帧1增益、PPG帧2增益以及PPG帧N增益，其中更低的信号质量会 导致更小的增益。为了缩减计算时间，可以省略信号质量估算714,并且增益信息可以使用 某个常数。
[0133] 如图7C所示，可以将增益信息(来自图7B的PPG帧1增益、PPG帧2增益以及PPG帧N增 益）与帧信息（来自图7A的PPG帧I、PPG帧2以及PPG帧N) -起使用(本文示出为组合/操作）， 以创建加权的η个样本移动平均帧715,其中与心跳计时相关联的PPG信号被增强，而无关的 噪声被削弱。被包含在帧(η) 715中的样本数量可以适于减小噪声或减少响应时间。可以由 时间对帧进行额外的加权，以便提升最近或近期的帧相对于渐渐远离和相关度可能更低的 帧的作用。这种由时间进行的额外加权可以通过使用IIR或FIR滤波器来实现。
[0134] 一旦已经产生了某个给定瞬时的平均帧，便可以通过求取与心跳相关的帧信号的 移位来确定脉搏传导时间716。这可以仅通过求取样本指数717来实现，其中信号位于最小 值或最大值处，并且将该信号与帧范围（心跳计时)进行比较，以确定脉搏传导时间。为了得 到更精确的结果，可以使用样条法或多项式拟合在最小值或最大值附近对信号进行插值 718,以使得能够以相较于采样率更好的精度来确定最小值或最大值。最后，可以将所述帧 与参考帧模板进行比较719,其中平均帧相对于模板被移位。使得平均帧和模板之间具有最 高关联度的该移位指示了传导时间716。该参考模板可以是预定信号，或通过使用长期帧平 均值可以使得该模板适应于已知的传导时间。
[0135] 应当注意，这些方法可以与从多个源所得到的PPG和心跳计时信息一起使用，所述 多个源包括但不限于传统的和/或将来开发的技术;或单独使用其中的一种或另一种或二 者共同使用，和/或与从下文将描述的穿戴式设备和/或系统获得的质量信号(PPG方差、估 算的PPG信噪比、PPG信号饱和度、患者运动加速计或陀螺仪数据、ECG或阻抗测量噪声估算、 或关于PPG信号质量的其他信息)一起使用，而获得这些方法。
[0136] 另一些替代方式可以包括由本地医疗设施进行的数据传送和/或解析，本地医疗 设施可以是医师或医生办公室或例如，I⑶/(XU(Intensive Care/Coronary Care Units (重症监护室/冠心病监护室））。相应地，本发明中将测量大量生理信号中的一个或多个的 设备100将位于患者的胸部上并且如本申请中所述使用粘合剂进行固定，该一个或多个生 理信号可以包括心电图、光电血管容积图、脉搏血氧测量和/或患者加速度信号。设备将生 理信号以无线或有线(例如，USB)方式传送到附近的基站，以在需要时用于解析和进一步的 传送。无线传送可以使用蓝牙、Wi-Fi、红外线、RFID (Radio Frequency IDentif icat ion (射 频识别））或其他无线协议。设备可以通过无线感应、电池组或两者的结合被供电。设备100 监视生理信号和/或收集代表生理信号的数据。收集的数据之后可以通过无线方式或有线 连接被实时发送至附近基站。设备可以由基站或电池组无线供电，从而在患者与基站之间 无需导线。
[0137] 相关性地和/或替代性地，可以在医院中对患者或穿戴者进行无线监视，包括ICU (重症监护室)或其他设施。同样地，可以使用本发明中的小型无线块设备来在患者身上测 量ECG信号。信号之后被数字化，并且被无线传送至接收器。接收器将信号转换回模拟格式， 以致该信号在幅值上近似等于原始ECG信号。该输出之后通过标准电极导联被呈递给现有 的医院ECG显示器。这使得在不必通过任何导线将患者连接至监视器的情况下，能够使用现 有的医院基础设施来监视患者。也可以对患者胸部阻抗进行测量，以使得重建的信号能够 不仅在幅值上也能在输出阻抗上近似等于ECG信号。这可以被用于检测断开连接的块。输出 阻抗可以是连续可变的，或可以具有可被选择的离散值(例如，一个用于连接设备的低值以 及一个表示块已经开始松散的高位值）。阻抗也可以被用于表示无线传送所具有的问题。
[0138] 其他替代性实施方式可以包括将一个或多个传感器安装至婴儿的前额。首先，如 上文所介绍的，可以使用一种用于通过将设备安装在婴儿的前额来获得氧饱和度数据的方 法。然而，延伸或替代方式可以包括将氧饱和度传感器以及相关的位置和温度传感器耦接 至同一个前额安装的设备上。组合数据可以被用于根据面部向下的位置来确定婴儿是否有 任何室息的危险。
[0139] 因此，本发明的某些替代性组合可以包括下述内容中的一项或多项：1)根据医疗 级粘合剂与皮肤密切接触数天(在某些示例中长达10天或者两周)但不伤害皮肤的能力，以 及与不同类型的传感器共同工作的能力，来选择医疗级粘合剂(具有许多可能的来源）；2) 能够提供来自皮肤或来自皮肤上或皮下组织的光响应电信号的导电电极或光敏检测器;3) 能够处理并存储这些电信号的放大器、微处理器和存储器;4)用于本发明的电子器件的电 源，具有储存的或无线接入的充电能力;5)柔性电路，能够将以上元件共同绑定在能够与所 关注皮肤区域贴合的柔性条带内。
[0140]被监视、记录/收集和/或分析的生理参数示例可以包括下述内容中的一项或多 项;心电图、用于例如血氧饱和度的光激发组织的光响应;脉搏速率和相关波动;物理活动/ 加速度指标。这些内容中的一项或多项可以用于在若干个昼夜中对流动的心脏病门诊患者 进行监视的情况，由此这可以提供用于对测试后分析的数天连续ECG信号的价值进行记录 以及同时记录的氧饱和度和体力活动指数。类似地，这些内容中的一项或多项可以被用于 在数个昼夜中对流动的肺病患者进行监视，以便对氧饱和度进行记录，并且同时记录体力 活动的指数，以用于测试后分析。替代性地和/或另外地，这些内容中的一项或多项可以用 于以无线方式(或者在某些情况下以有线方式)监视在诊所、急救室或者重症监护室中的住 院患者或其他感兴趣的患者(例如婴儿），在某些实例中检测EKG参数、氧和/或体力活动的 参数，但是并不存储参数，而是以无线方式将参数传送至床边监视器或者中央站监视器，因 此使患者免于附接物理导线。特别地，本发明的设备可以被粘附至婴儿的前额以用于监视 呼吸和氧饱和度。在另一些替代方式中，本发明的设备可以被用于监视患有睡眠呼吸暂停 综合征的患者的呼吸和ECG。
[0141] 在此将对本发明所使用的示例性计算机系统或计算资源进行描述，即使应当注意 计算系统和资源的许多替代方式在本发明的合理预见范围内都是可用且可工作的，以致下 文决非旨在对恰当地适于本发明的精神和范围内的种种可能的计算替代方式进行限制。
[0142] 本发明的实施方式中的某些包括多个步骤。这些步骤中的各个步骤可以由硬件组 件来实现，或者可以由机器可执行指令实现，机器可执行指令可以被用于使编译有该指令 的通用处理器或专用处理器执行各个步骤。替代性地，这些步骤可以由硬件、软件和/或固 件的组合来执行。因此，图4为使得可以使用本发明的实施方式的计算资源或计算机系统 400的一个示例。根据本示例，该示例计算机系统400的一个样本可以包括总线401、至少一 个处理器402、至少一个通信端口 403、主存储器404、可移除存储介质405、只读存储器406以 及大容量存储设备407。这些元件中的更多或更少可以被用在本发明的特定实施方式中。
[0143] 一个或多个处理器402可以是任何已知的处理器，诸如但并不限于，英特尔（丨ntel?)、 安腾（Itanium?)或安腾2(Itanium2?)处理器、或AMD暗龙_( AMD? Opteron? )或速 龙MP(Athloii MP?)处理器、或者摩托罗拉(Motorola? )的处理器产品线。一个或多 个通信端口 403可以是下述内容中的任一项:与基于拨号连接的调制解调器共同使用的RS-232端口、10/100以太网端口、通用串行总线(USB)端口、或者使用铜线或光纤的吉比特端 口。一个或多个通信端口 403可以根据网络来选择，例如，局域网（LAN)、广域网(WAN)、或者 是计算机系统400所连接或者适于连接的任何网络。
[0144] 主存储器404可以是随机访问存储器(RAM )、或者本领域中公知的一个或多个任何 其他动态存储设备。只读存储器406可以是一个或多个任何静态存储设备，例如用于存储诸 如处理器402指令的静态信息的可编程只读存储器(PROM)芯片。
[0145] 大容量存储设备407可以被用于存储信息和指令。例如，可以使用硬盘，例如SCSI 驱动的Adaptec?系列，光盘、硬盘阵列（诸如RAID，例如RAID驱动的Adaptec系列）、或者任 何其他的大容量存储设备。
[0146] 总线401将一个或多个处理器402与其他存储器、存储设备和通信块进行可通信地 耦接。总线401可以是根据所使用的存储设备来确定的基于PCI/PCI-X或SCSI的系统总线。
[0147] 可移除存储介质405能够是下述内容中的任何一种：外部硬盘驱动器、软盘驱动 器、丨OMEGA? Zip驱动器、光盘只读存储器(⑶-R0M)、可重写光盘(⑶-RW)、数字只读光盘 存储器(DVD-ROM)。
[0148] 以上所述的组件旨在对某些可能类型举例说明。因为这些示例仅为示例行实施 例，因此前述示例并不会限制本发明的范围。
[0149] 本发明的实施例尤其涉及用于监视和处理心脏参数和数据的设备、系统、方法、介 质以及设置。虽然上文已经给出了本发明的一个或多个实施例的详细描述，但是在不超出 本发明的精神的情况下，各种替代方式、变型和等效对于本领域的技术人员是显而易见的。 因而，以上说明并不应被理解为对由附加权利要求书所限定的本发明范围进行限制。
【主权项】
1. 一种用于监视生理参数的设备，所述设备被配置成被粘附至对象的皮肤以用于生理 参数监视;所述设备包括： 基板； 导电传感器，被连接至所述基板；以及 双面复合粘合剂，包括： 至少一个导电粘合剂部分;和 至少一个非导电粘合剂部分； 所述双面复合粘合剂被附接至所述基板和所述导电传感器； 所述至少一个导电粘合剂部分被布置为与所述导电传感器导电连通接触，以及 被配置成被导电地粘附至所述对象的皮肤，以用于进行从所述对象到所述导电传感器 的导电信号通信。2. 根据权利要求1所述的设备，其中，所述复合粘合剂的所述导电粘合剂部分被连接至 各自的传感器，并且被配置成被基本牢固地连接至皮肤以使得各自的传感器相对于皮肤保 持基本固定，将所述导电粘合剂部分连接至各自的传感器和皮肤基本被配置成下述内容中 的一项或多项： 减少或消除所述传感器相对于皮肤的可能的运动;或 消除所述传感器相对于皮肤的运动以实现减小噪声或提供纯净信号中之一或全部。3. 根据权利要求1所述的设备，其中，所述生理参数包括一个或多个信号以用于下述内 容中的一项或多项或全部:心电描记、光电容积描记、脉搏血氧测量、温度或对象加速度。4. 根据权利要求3所述的设备，其中包括下述两项内容中之一或全部： 所述导电传感器是用于心电描记的电极，或 所述电极是代理右腿驱动电极。5. 根据权利要求1所述的设备，所述设备包括： 被连接至所述基板的多个导电传感器； 具有多个导电粘合剂部分的复合粘合剂， 所述多个导电粘合剂部分被设置为与所述多个导电传感器中的各个传感器导电连通 接触，并且适于被导电地粘附至所述对象的皮肤，以用于从所述对象到所述导电传感器的 导电信号通信。6. 根据权利要求5所述的设备，其中，所述多个导电传感器包括下述两项内容中之一或 全部： 用于心电描记的至少一个、两个或三个电极;或 作为代理右腿驱动电极的至少一个电极。7. 根据权利要求1所述的设备，所述设备适于将收集到的数据或分析中之一或全部提 供给接收系统组件;并且包括下述两项内容中之一或全部： 其中，所述收集到的数据和分析中之一或全部通过无线连接或有线连接中之一或全部 而被传送，或 其中，所述接收系统组件是计算设备。8. -种用于监视生理参数的设备，所述设备被配置成被粘附至对象的皮肤以用于生理 参数监视;所述设备包括： 基板； 导电传感器，被连接至所述基板； 以及双面复合粘合剂，包括： 至少一个导电水凝胶粘合剂部分;和 至少一个连续的粘合剂层； 所述导电水凝胶粘合剂被嵌入在所述连续的粘合剂层中，并且被附接于所述基板和所 述导电传感器； 所述至少一个导电水凝胶粘合剂部分被设置成与所述导电传感器导电连通接触，并且 被配置成被导电地粘附至所述对象的皮肤，以用于进行从所述对象到所述导电传感器的导 电信号通信。9. 根据权利要求8所述的设备，其中，所述复合粘合剂的导电水凝胶粘合剂部分被嵌入 多个层中。10. 根据权利要求9所述的设备，其中，所述导电水凝胶粘合剂部分的连接为中心层，并 且水状胶质是其他多个层中的一个。11. 根据权利要求8所述的设备，其中，所述水凝胶部分是位于一侧的层1、2和3与另一 侧的层5和6之间的内层4。12. 根据权利要求8所述的设备，其中，所述设备被垂直地放置在胸骨上。13. 根据权利要求12所述的设备，所述设备提供了ECG信号、光电容积描记波形和氧饱 和度信号中的一个或多个的减小的运动伪影。14. 一种用于收集并分析与对象的生理信号相对应的生理数据的系统;所述系统包括： 穿戴式设备，用于从对象收集生理数据，并且执行传输所述生理数据和分析所述生理 数据中之一或全部；以及 接收系统组件，用于接收所述设备所发出的生理数据； 其中，所述穿戴式设备具有至少一个电极和复合粘合剂，所述复合粘合剂具有与所述 至少一个电极进行通信的至少一个导电粘合剂部分。15. -种用于监视患者的生理参数的设备，包括： 柔性电路，被嵌入具有上表面和下表面的平整弹性基板中，所述柔性电路具有下述内 容中的一项或多项： (i) 至少一个传感器，被安装在所述平整弹性基板的所述下表面中，所述至少一个传感 器能够与所述患者电连通或光连通， (ii) 至少一个信号处理模块，用于从所述至少一个传感器接收信号并对这些信号进行 转换以将其存储为患者数据； (i i i)至少一个存储器模块，用于接收和存储患者数据， (iv)至少一个数据通信模块，用于将存储的患者数据传输到外部设备，以及 (V)控制模块，用于对所述至少一个传感器、所述至少一个信号处理模块、所述至少一 个存储器模块和所述至少一个数据通信模块的定时和操作进行控制，所述控制模块能够接 收命令以通过所述至少一个数据通信模块实现患者数据的传递，并且从所述至少一个存储 器模块中擦除和/或清除患者数据；以及 导电粘合剂，被可移除地粘附至所述平整弹性基板的所述下表面，所述导电粘合剂能 够粘附至所述患者的皮肤，并且能够基本仅在与所述平整弹性基板的所述下表面垂直的方 向上传导电信号。16. 根据权利要求15所述的设备，包括下述内容中的一项或多项： 所述导电粘合剂是各向异性导电粘合剂； 所述至少一个传感器包括用于从所述患者心脏测量电信号的电极以及光学血氧传感 器； 所述至少一个数据通信模块能够将所述患者数据通过无线信号传送至外部设备；其 中，接收所述患者数据的所述外部设备是信号中继设备和计算设备中的一个或多个； 所述至少一个信号处理模块根据从所述患者心脏测量电信号的至少一个电极接收信 号，并且接收来自右腿驱动电路的信号以用于减小来自于所述患者数据的共模噪声；以及 所述柔性电路被配置成以无线方式被供电。17. -种用于健康监视的方法，包括： 导电地将穿戴式健康监视器粘附至所述对象的皮肤，以用于进行从所述对象到所述导 电传感器的导电信号通信； 由所述健康监视器通过所述健康监视器的导电粘合剂部分来接收表示健康状况的导 电信号； 通过所述健康监视器的非导电粘合剂部分来阻止导电信号的传送。18. 根据权利要求17所述的方法，其中接收导电信号还包括各向异性地接收所述导电 信号。19. 根据权利要求17所述的方法，所述方法进一步包括下述内容中的一项或多项： 通过导电粘附剂来减小穿戴式健康监视器的运动，以实现减小噪声和提供纯净信号中 之一或全部； 提供ECG信号、光电容积描记波形和氧饱和度信号中的一个或多个的减小的运动伪影； 将信号传送至穿戴者的皮肤中； 对所接收到的导电信号进行解析；以及 将所收集到的数据或分析中之一或全部传送至接收系统组件。20. -种测量个体中的氧饱和度的方法，所述方法包括下述步骤： 测量多个心跳期间的心电图信号； 测量多个心跳期间的一个或多个脉搏血氧测量信号，以致在一个或多个心跳期间的所 述心电图信号和所述一个或多个脉搏血氧测量信号在时间上一致； 将所述心电图信号的一部分和与之在一个或多个心跳期间具有时间一致性的所述一 个或多个脉搏血氧测量信号进行比较，以确定所述一个或多个脉搏血氧测量信号中每一个 的恒定分量和主要周期分量；以及 根据所述一个或多个脉搏血氧测量信号的所述恒定分量和所述主要周期分量确定氧 饱和度。21. 根据权利要求20所述的方法，其中，所述脉搏血氧测量信号包括反射红外信号和反 射红光信号。22. 根据权利要求20所述的方法，其中，所述比较步骤包括基于所述心电图信号的特性 来限定所述脉搏血氧测量信号的间隔，以及求取所述脉搏血氧测量信号在多个所述间隔期 间的平均值。23. 根据权利要求22所述的方法，其中，根据所述平均值来确定所述脉搏血氧测量信号 的所述恒定分量和所述主要周期分量。24. 根据权利要求20所述的方法，其中所述心电图信号包括R波信号，每个R波信号在所 述心跳中的每一个中具有峰值，并且根据所述R波信号的所述峰值确定所述间隔。25. 根据权利要求20所述的方法，其中，从所述个体身上的胸部位置测量所述心电图信 号和所述脉搏血氧测量信号。26. -种用于监视生理参数的设备，所述设备被适于被粘附至对象的皮肤以用于生理 参数监视;所述设备包括： 基板； 导电传感器，被连接至所述基板，并且具有下述两项内容中之一或全部： 被连接至所述基板的多个脉搏血氧测量传感器，以及 具有一个或多个波长的多个光源。27. 根据权利要求26所述的设备，其中，所述多个脉搏血氧测量传感器和/或光源提供 了对毛细血管床的更广区域的讯问，以便减少局部运动伪影的影响。28. -种用于监视生理参数的设备，所述设备被适于被粘附至对象的皮肤以用于生理 参数监视;所述设备包括： 基板； 导电传感器，被连接至所述基板，以及 电路系统，用于使用相关的双重采样技术来减小由环境光所引起的误差； 所述电路系统包括： 光传感器； 第一开关和第二开关；以及 第一电容器和第二电容器， 其中，所述第一电容器与所述光传感器串联，并且所述第二电容器与输出端并联，并且 所述第一开关和第二开关被设置在所述输出端和接地点之间，以选择性地提供输出或分流 接地。29. 根据权利要求28所述的设备，所述设备还包括下述内容中的一项或多项： 与其他电路元件并联的电阻器;或 代替所述电阻器而使用的跨阻抗放大器;或 代替所述光传感器的光电晶体管，或 代替所述第一开关和第二开关的FET;或 输出端后面可以接续有附加缓冲级、放大级、滤波级以及处理级中的一个或多个。30. 根据权利要求28所述的设备，其中，所述第一电容器是Cl，所述第二电容器是C2,所 述第一开关是Sl，所述第二开关是S2,并且 其中，当所述光源被关闭时，开关Sl被闭合并且开关S2被断开;与噪声信号成比例的电 荷积累在Cl上，并且之后开关Sl被断开，并且之后Cl上的电压等于噪声信号电压；以及， 其中，之后可以测量光信号；开关S2被闭合，并且电荷能够依次流经Cl和C2;并且之后 S2被断开，并且C2上的电压被保持一直到下一个测量周期，此时整个过程被重复；以及， 如果Cl远大于C2，则C2将承受近乎所有电压，并且C2上的电压将等于一个或多个无噪 声信号；否则，C2上的电压将为之前的C2电压(p)和所述无噪声信号的线性组合：（C2*s+Cl* p)/(Cl+C2)〇31. 根据权利要求30所述的设备，包括下述内容中的任一项： 效果相当于对信号应用一阶、低通、IIR离散时间滤波器;或 如果该滤波效果并非是所期望的，则在每个周期测量信号之前，C2上的电压可以被放 电至零，C2上所保持的电压为：（C2*s)/(Cl+C2)。32. -种用于在健康监视过程中减小噪声的设备，包括穿戴式健康监视设备，所述穿戴 式健康监视设备具有： 用于健康监视的至少一个传感器； 复合粘合剂，具有在邻近所述传感器处所应用的至少一个导电部分；以及 用于使所述至少一个传感器在接收具有降低的噪声的信号方面具有增强效果的一个 或多个适配部分;其中，所述一个或多个适配部分包括凸透镜。33. 根据权利要求32所述的设备，其中，所述凸透镜适于下述两项内容中之一或全部： 被设置成与穿戴者/使用者的皮肤可操作地接触；以及 被设置成在或邻近穿戴者/使用者的前额或胸部处与所述穿戴者/使用者的皮肤可操 作地接触。34. 根据权利要求32所述的设备，其中，所述凸透镜为密封剂。35. 根据权利要求34所述的设备，其中，所述凸透镜密封剂适于下述两项内容中之一或 全部： 密封所述传感器;或， 密封所述传感器并且与所述传感器可操作地接触，以致不允许所述传感器和所述密封 剂之间存在干扰缝隙。36. 根据权利要求34所述的设备，所述设备还包括一个或多个LED，其中所述凸透镜密 封剂执行下述两项内容中之一或全部： 密封所述一个或多个LED;或 密封所述一个或多个LED并且与所述一个或多个LED中的至少一个可操作地接触，以致 不允许所述一个或多个LED中的至少一个和所述密封剂之间存在干扰空隙。37. 根据权利要求32所述的设备，其中，所述至少一个传感器提供了下述内容中的一项 或多项： 脉搏血氧测量， EKG、PPG和穿戴者加速度中的一个或多个;或 右腿驱动和/或代理右腿驱动中之一或全部。38. 根据权利要求32所述的设备，所述设备还包括位于穿戴者胸部或穿戴者前额上的 驱动电极或代理驱动电极。39. 根据权利要求32所述的设备，其中，所述一个或多个适配部分被设置成以及被配置 成维持与所述穿戴者/使用者的皮肤的交错的可操作接触。40. 根据权利要求32所述的设备，所述设备提供了下述两项内容中之一或全部： 将LED波经由所述设备传送至所述穿戴者/使用者的皮肤，但不妨碍传送至述穿戴者/ 使用者的皮肤中；或 在不妨碍从所述穿戴者/使用者的皮肤到所述传感器的传送的情况下，接收从所述穿 戴者/使用者的皮肤到所述传感器的反射传送的LED波。41. 根据权利要求32所述的设备，其中，所述凸透镜是清洁、无色的硅酮和医用级别的 硅酮中的一个或多个;以及 其中，所述医用级别硅酮具有下述特征中的一个或多个:基本清洁、基本无色、基本柔 软、基本低硬度、黏性凝胶，或者在两侧被嵌入有超高黏度粘合剂。42. 根据权利要求41所述的设备，其中，所述具有双面粘合剂的硅酮提供了下述两项内 容中之一或全部： 将所述透镜贴合到所述电子传感器和皮肤中之一或全部，或 通过限制皮肤-透镜-传感器接口之间的运动而显示出运动伪影减少。43. 根据权利要求41所述的设备，所述设备进一步被配置成使得至少所述凸透镜被卡 入穿戴式健康监视设备的所述复合粘合剂条带层之间，通过提升的部分，位于所述粘合剂 条带中的矩形开口的尺寸允许所述凸透镜从所述粘合剂条带的患者侧略微凸起。44. 一种用于健康传感器的设备，所述设备包括透镜，所述透镜 被配置成与所述穿戴者/使用者的皮肤可操作地接触;并且 被配置成提供能量波在非干扰光导管中的传送。45. -种用于健康监视的方法，包括： 根据使用者的ECG信号来确定心跳何时发生； 对与所述心跳位置相关联的两个光电血管容积图信号中的每一个求取关于时间的平 均值； 生成总体均值； 使用总体均值的线性回归来确定所述两个信号之间的线性增益因数； 根据所述增益因数确定患者的氧饱和度。46. 根据权利要求45所述的方法，所述方法还包括： 对ECG数据与具有不同光波长的两个或更多个光电血管容积图进行时间一致性地记 录； 检测所述ECG信号中的心跳，这些心跳允许对两个相邻心跳之间的时间内的光电血管 容积图数据的'帧'进行定义； 在每个时间点处对这些帧中的两个或更多个一起求取平均值，以创建所述时间间隔的 平均帧;其中，因为所述光电血管容积图与所述心跳相关联，因此所述光电血管容积图信号 通过该平均过程被增强，并且在时间上与所述心跳无关的任何运动伪影或其他噪声源被消 除； 将所述平均帧的信噪比解析为典型地高于单个帧的信噪比； 使用线性回归来估算所述两个平均帧信号之间的增益； 根据该增益值估算所述血氧饱和度或在血液中出现的其他成分中的一个或多个，诸如 血红蛋白、二氧化碳或其他。47. 根据权利要求46所述的方法，其中，对于附加的光波长重复进行所述操作，以便根 据所述增益值估算所述血氧饱和度或在血液中出现的其他成分中的一个或多个，诸如血红 蛋白、二氧化碳或其他。48. -种用于进行包括平均帧信号的健康监视的方法，所述方法包括： 选择可能的增益值， 将所述平均帧信号乘以所述可能的增益值，以及 确定关于不同波长的平均帧的残余误差。49. 根据权利要求48所述的方法，所述方法包括： 对于多个潜在增益值，重复根据权利要求48所述的方法的操作。50. 根据权利要求48所述的方法，所述方法进一步包括： 求取局部极小值； 其中，如果全局最小值能够表示由运动伪影、静脉血运动或另一个噪声源所引起的关 联性，则所述全局最小值可以被忽略，并且可以选择局部极小值来进行代替。51. 根据权利要求48所述的方法，根据所述方法，通过下述过程来求取红光信号和红外 (IR)信号之间的增益： 首先对所述两个帧一起求平均值以提供具有减小的噪声的信号； 执行相对结合的红光和相对结合的红外光的线性回归并且之后求取这两个结果的比 率。52. 根据权利要求48所述的方法，所述方法用于确定呼吸深度和/或呼吸速率。53. 根据权利要求52所述的方法，其中，ECG数据、PPG数据、脉搏血氧测量数据和/或加 速计数据中的一个或多个被用于确定呼吸速率和/或呼吸深度。54. 根据权利要求53所述的方法，所述方法包括： 使用ECG数据、PPG数据、脉搏血氧测量数据和/或加速计数据中的一个或多个来生成呼 吸波形。55. 根据权利要求52所述的方法，所述方法进一步包括下述两项内容中之一或全部： 使用随时间变化的红光或红外光值；以及 通过光电二极管来测量红外反射或红光反射，以估算呼吸深度和/或呼吸速率。56. 根据权利要求55所述的方法，所述方法进一步包括下述两项内容中之一或全部： 所述红外数据或红光数据的曲线或波形中的最大值和最小值表示与被监视个体中的 所述呼吸深度相关联的最大值和最小值之间的差，或 随着时间的推移，可以根据所述最大值和最小值的曲线随时间的变化来估算呼吸速 率。57. 根据权利要求53所述的方法，所述方法进一步包括使用PPG数据和下述内容中的一 项或多项： 当胸部在呼吸期间扩张和收缩时，生成所述PPG信号，这里的运动表示为PPG信号上的 基线漂移的伪影； 通过对PPG数据进行滤波来隔离所述呼吸信号，以专门关注所述呼吸信号;或 在胸部安装PPG。58. 根据权利要求53所述的方法，所述方法进一步包括使用加速计信号和下述内容中 的一项或多项： 当发生胸部扩张和收缩中之一或全部时生成加速计信号，或由所述加速计来测量胸部 的加速和减速； 通过对加速计数据进行滤波来隔离所述呼吸信号，以专门关注所述呼吸信号； 在胸部安装加速计;或 在仰面平躺的使用者胸部上安装加速计。59. -种使用根据权利要求48所述的方法的设备，其中，信号中的一个或多个从下述内 容中的一项或多项中得到： 穿戴式健康监视设备，所述设备具有： 基板； 导电传感器，被连接至所述基板； 以及双面复合粘合剂，包括： 至少一个导电粘合剂部分;和 至少一个非导电粘合剂部分； 所述双面复合粘合剂被附接至所述基板和所述导电传感器； 所述至少一个导电粘合剂部分被布置为与所述导电传感器导电连通接触，以及 被配置成被导电地粘附至所述对象的皮肤，以用于进行从所述对象到所述导电传感器 的导电信号通信。60. -种使用根据权利要求59所述的设备的系统，并且所述系统还包括计算机。61. 根据权利要求52所述的方法，所述方法进一步包括下述两项内容中之一或全部： 使用PPG和加速计方法中的一个或多个是指被分离地使用或彼此结合地使用或与基于 ECG的呼吸估算一起使用； 相较于基于单一方法的估算，使用PPG、加速计或基于ECG的呼吸中的两个或更多个可 以提高精确度。62. 根据权利要求48所述的方法，所述方法使用软件和计算机硬件来确定所述氧饱和 度。63. -种用于确定呼吸速率和/或呼吸深度的方法，包括： 根据使用者的呼吸生成ECG、PPG和/或加速计数据中的一个或多个； 由此创建呼吸波形；以及， 使用呼吸波形来确定所述呼吸速率和呼吸深度。64. 根据权利要求63所述的方法，其中，通过使用时域和/或频域方法，来根据呼吸信号 估算呼吸速率和/或呼吸深度中之一或全部。65. -种设备，使用根据权利要求63所述的方法。66. 根据权利要求65所述的设备，所述设备包括穿戴式健康监视设备。67. -种用于确定脉搏传导时间的方法，包括： 根据心跳信息以及一个或多个PPG信号来生成一个或多个PPG帧； 创建加权的η个样本移动平均帧；以及 通过使用η个样本移动平均帧求取所述帧信号相对于所述心跳的移位，来确定脉搏传 导时间。68. 根据权利要求67所述的方法，其中，所述脉搏传导时间被用于确定血压。69. 根据权利要求67所述的方法，其中在一个相应心跳期间，每个帧包含单一波长的 PPG信号。70. 根据权利要求67所述的方法，所述方法包括通过根据每次心跳检测所述R波或其他 ECG特征，来使用ECG生成心跳计时信息。71. 根据权利要求67所述的方法，所述方法包括下述两项内容中之一或全部： 执行PPG信号质量估算；以及， 执行PPG信号质量估算，其中，所述PPG信号质量估算使用PPG方差、估算的PPG信噪比、 PPG信号饱和度、患者运动加速计或陀螺仪数据、ECG或阻抗测量噪声估算、或关于PPG信号 质量的其他信息中的一个或多个。72. 根据权利要求71所述的方法，所述方法包括下述内容中的一项或多项： 将所述信号质量估算与所述心跳计时信息联合使用，以生成每个帧的增益； 将所述信号质量估算与所述心跳计时信息联合使用，以生成每个帧的增益，其中低信 号质量导致低增益;或 使用所述信号质量估算作为所述增益信息的常量。73. 根据权利要求72所述的方法，所述方法进一步包括将所述增益信息与所述帧信息 一起使用，以创建加权的η个样本移动平均帧。74. 根据权利要求73所述的方法，所述方法进一步包括增强与所述心跳计时相关联的 PPG信号，同时削弱无关的噪声。75. 根据权利要求73所述的方法，所述方法包括下述内容中的一项或多项： 被包含在帧(η)中的样本数量适于减小噪声或缩短响应时间； 对所述帧进行额外的时间加权，以便提升最近或近期的帧相对于渐渐远离和相关度可 能更低的帧的作用；以及 使用IIR或FIR滤波器来进行额外的时间加权。76. 根据权利要求73所述的方法，所述方法进一步包括，通过求取所述帧信号关于所述 心跳的移位来确定脉搏传导时间。77. 根据权利要求73所述的方法，所述方法进一步包括下述两项内容中之一或全部： 求取样本指数，其中所述信号位于最小值或最大值处，并且将所述信号与帧范围（心跳 计时)进行比较，以确定所述脉搏传导时间； 使用样条法或多项式拟合在所述最小值或最大值附近对信号进行插值，以使得能够以 比采样率更好的精度来确定所述最小值或最大值;或 在所述平均帧关于所述模板进行移位的情况下，将所述帧与参考帧模板进行比较;其 中，使所述平均帧和所述模板之间具有最高关联度的所述移位指示所述传导时间；其中： 所述参考模板可以是预定信号，或 能够通过使用长期帧平均值使得所述参考模板适应于已知的传导时间。78. 根据权利要求67所述的方法，所述方法包括下述两项内容中之一或全部:执行PPG 信号质量估算；以及将所述信号质量估算与所述心跳计时信息共同使用，以生成每个帧的 增益;并且其中， 将所述PPG信号质量估算和所述增益信息中之一或全部与所述帧信息共同使用，以创 建加权的η个样本移动平均帧。79. 根据权利要求67所述的方法，其中，与所述心跳计时相关联的PPG信号被增强，同时 无关的噪声被削弱。80. 根据权利要求67所述的方法，所述方法包括下述内容中的一项或多项： 被包含在帧(η)中的样本数量适于减小噪声或缩短响应时间； 对所述帧进行额外的时间加权，以便提升最近或近期的帧相对于渐渐远离和相关度可 能更低的帧的作用；以及 使用IIR或FIR滤波器来进行额外的时间加权。81. 根据权利要求67所述的方法，所述方法进一步包括下述两项内容中之一或全部： 求取样本指数，其中所述信号位于最小值或最大值处，并且将所述信号与帧范围、心跳 计时进行比较，以确定所述脉搏传导时间； 使用样条法或多项式拟合在所述最小值或最大值附近对信号进行插值，以使得能够以 比采样率更好的精度来确定所述最小值或最大值;或 在所述平均帧关于所述模板进行移位的情况下，将所述帧与参考帧模板进行比较;其 中，使所述平均帧和所述模板之间具有最高关联度的所述移位指示所述传导时间；其中： 所述参考模板可以是预定信号，或 能够通过使用长期帧平均值使得所述参考模板适应于已知的传导时间。82. -种使用根据权利要求67所述的方法的系统，其中，信号中的一个或多个从下述内 容中的一项或多项中得到： 穿戴式健康监视设备，被配置成被粘附至对象的皮肤以用于生理参数监视;所述设备 包括： 基板； 导电传感器，被连接至所述基板； 以及双面复合粘合剂，包括： 至少一个导电粘合剂部分;和 至少一个非导电粘合剂部分； 所述双面复合粘合剂被附接至所述基板和所述导电传感器； 所述至少一个导电粘合剂部分被布置为与所述导电传感器导电连通接触，以及 被配置成被导电地粘附至所述对象的皮肤，以用于进行从所述对象到所述导电传感器 的导电信号通信。83. -种设备，使用根据权利要求67所述的方法。84. -种使用根据权利要求83所述的设备的系统，所述设备为穿戴式健康监视设备。
【文档编号】A61B5/0205GK105960197SQ201580005960
【公开日】2016年9月21日
【申请日】2015年1月27日
【发明人】乔治·斯蒂芬·果尔达, 丹尼尔·范赞特·莫耶, 马克·P·玛若特, 萨姆·以莱特, 布鲁斯·奥尼尔
【申请人】节奏诊断系统公司