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1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 (10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201780035649.9 (22)申请日 2017.06.09 (30)优先权数据 1610174.3 2016.06.10 GB (85)PCT国际申请进入国家阶段日 2018.12.07 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/FI2017/050430 2017.06.09 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2017/212120 EN 2017.12.14 (71)申请人 博能电子公司 地址 芬兰肯佩莱 (72)发明人 尼克拉斯格兰奎斯特 帕特里克塞尔卡 (74。
2、)专利代理机构 北京超凡志成知识产权代理 事务所(普通合伙) 11371 代理人 王晖 李丙林 (51)Int.Cl. A61B 5/11(2006.01) A61B 5/021(2006.01) A61B 5/00(2006.01) A61B 5/026(2006.01) A61B 5/0245(2006.01) A61B 5/16(2006.01) A61B 5/22(2006.01) A61B 5/0456(2006.01) A61B 5/024(2006.01) A61B 5/0205(2006.01) G16H 40/63(2018.01) G16H 20/30(2018.01) G。
3、16H 50/50(2018.01) G16H 50/30(2018.01) (54)发明名称 用于估计血脉搏波特征的多传感器系统 (57)摘要 本文件公开了一种用于通过使用人体的多 个测量位置来估计血脉搏波特征的解决方案。 根 据一方面， 一种方法包括： 由与人体的第一位置 相关联的第一心脏活动传感器测量的第一测量 信号中检测血脉搏波的第一次发生； 在由第二心 脏活动传感器从人体的与第一位置不同的第二 位置测量的第二测量信号中检测血脉搏波的第 二次发生； 基于同步于公共时钟的所述检测， 估 计血脉搏波的时间特征； 以及基于所述时间特 征， 计算表示人体的生理状况的度量。 权利要求书3页 说明。
4、书10页 附图7页 CN 109310369 A 2019.02.05 CN 109310369 A 1.一种方法， 包括： 在由与人体的第一位置相关联的第一心脏活动传感器测量的第一测量信号中检测血 脉搏波的第一次发生； 在由第二心脏活动传感器从所述人体的与所述第一位置不同的第二位置测量的第二 测量信号中检测所述血脉搏波的第二次发生； 基于同步于公共时钟的所述检测， 估计所述血脉搏波的时间特征； 以及 基于所述时间特征， 计算表示所述人体的生理状况的度量。 2.根据权利要求1所述的方法， 其中， 估计所述时间特征包括估计所述血脉搏波在所述 第一位置和所述第二位置之间的脉搏传导时间。 3.根据权。
5、利要求1或2所述的方法， 其中， 所述第一测量信号是通过使用心电图传感器 测量的心电图信号， 并且所述第一位置是所述人体的心脏的位置， 并且所述第二测量信号 是光电血管容积图信号， 并且所述第二位置是被配置为测量所述光电血管容积图信号的光 学心脏活动传感器的位置。 4.根据权利要求3所述的方法， 其中， 所述心电图传感器和所述光学心脏活动传感器设 置在同一装置中， 并且所述公共时钟由所述装置的时钟信号发生器提供。 5.根据权利要求3或4所述的方法， 其中， 所述心电图传感器相对于所述光学心脏活动 传感器设置在所述装置的相对侧上。 6.根据权利要求5所述的方法， 其中， 所述心电图传感器被包括在。
6、所述装置的条带中或 所述装置的壳体上。 7.根据权利要求1或2所述的方法， 其中， 所述第一测量信号是第一光电血管容积图信 号， 并且所述第一位置是被配置为测量所述第一光电血管容积图信号的第一光学心脏活动 传感器的位置， 并且其中所述第二测量信号是第二光电血管容积图信号， 并且所述第二位 置是被配置为测量所述第二光电血管容积图信号的第二光学心脏活动传感器的位置， 其中 所述第一光学心脏活动传感器和所述第二光学心脏活动传感器设置在附接到所述人体的 不同位置的不同装置中。 8.根据权利要求7所述的方法， 其中， 在帧中无线地传输所述第一测量信号和所述第二 测量信号中的至少一个， 用于所述估计， 其。
7、中所述帧包括指示所述第一测量信号和所述第 二测量信号中的至少一个的测量计时的时间戳。 9.根据权利要求1或2所述的方法， 其中， 所述第一测量信号是心冲击图信号， 并且所述 第一位置是所述人体的脚部的位置。 10.根据前述权利要求1至3中任一项所述的方法， 还包括： 将高度传感器附接到所述第二位置； 以及 使用所述高度传感器来确定所述第二位置在检测所述第二测量信号时处于所确定的 高度。 11.根据任一前述权利要求所述的方法， 其中， 所述第一测量信号和所述第二测量信号 中的至少一个是光电血管容积图信号， 所述方法还包括： 确定所述光电血管容积图信号的信号质量； 在确定所述信号质量足够时， 将所。
8、述光电血管容积图信号传递用于所述估计； 以及 在确定所述信号质量不足时， 丢弃所述光电血管容积图信号。 权 利 要 求 书 1/3 页 2 CN 109310369 A 2 12.一种装置， 所述装置包括处理电路， 所述处理电路被配置为： 在从与人体的第一位置相关联的第一心脏活动传感器获得的第一测量信号中检测血 脉搏波的第一次发生； 在从第二心脏活动传感器从所述人体的与所述第一位置不同的第二位置获得的第二 测量信号中检测所述血脉搏波的第二次发生； 基于同步于公共时钟的所述检测， 估计所述血脉搏波的时间特征； 以及 基于所述时间特征， 计算表示所述人体的生理状况的度量。 13.根据权利要求12所。
9、述的装置， 其中， 所述处理电路被配置为通过估计所述血脉搏波 在所述第一位置和所述第二位置之间的脉搏传导时间来估计所述时间特征。 14.根据权利要求12或13所述的装置， 其中， 所述第一测量信号是从心电图传感器获得 的心电图信号， 并且所述第一位置是所述人体的心脏的位置， 并且所述第二测量信号是光 电血管容积图信号， 并且所述第二位置是被配置为测量所述光电血管容积图信号的光学心 脏活动传感器的位置。 15.根据权利要求14所述的装置， 还包括： 所述心电图传感器； 所述光学心脏活动传感 器； 以及时钟信号发生器， 所述时钟信号发生器被配置为向所述心电图传感器和所述光学 心脏活动传感器提供相同。
10、的时钟信号。 16.根据权利要求14或15所述的装置， 其中， 所述心电图传感器相对于所述光学心脏活 动传感器设置在所述装置的相对侧上。 17.根据权利要求16所述的装置， 其中， 所述心电图传感器被包括在所述装置的条带中 或所述装置的壳体上。 18.根据权利要求12或13所述的装置， 其中， 所述第一测量信号是第一光电血管容积图 信号， 并且所述第一位置是被配置为测量所述第一光电血管容积图信号的第一光学心脏活 动传感器的位置， 并且其中所述第二测量信号是第二光电血管容积图信号， 并且所述第二 位置是被配置为测量所述第二光电血管容积图信号的第二光学心脏活动传感器的位置， 其 中所述第一光学心脏。
11、活动传感器和所述第二光学心脏活动传感器设置在附接到所述人体 的不同位置的不同装置中。 19.根据权利要求18所述的装置， 其中， 在帧中无线地接收所述第一测量信号和所述第 二测量信号中的至少一个， 其中所述帧包括指示所接收的所述第一测量信号和所述第二测 量信号中的至少一个的测量计时的时间戳。 20.根据权利要求12或13所述的装置， 其中， 所述第一测量信号是心冲击图信号， 并且 所述第一位置是所述人体的脚部的位置。 21.根据任一前述权利要求12至14所述的装置， 还包括与所述第二位置相关联的高度 传感器， 其中所述处理电路被配置为使用所述高度传感器来确定在检测所述第二测量信号 时所述第二位。
12、置的高度。 22.根据任一前述权利要求12至21所述的装置， 其中， 所述第一测量信号和所述第二测 量信号中的至少一个是光电血管容积图信号， 并且其中所述处理电路被配置为： 确定所述光电血管容积图信号的信号质量； 在确定所述信号质量足够时， 将所述光电血管容积图信号传递用于所述估计； 以及 在确定所述信号质量不足时， 丢弃所述光电血管容积图信号。 权 利 要 求 书 2/3 页 3 CN 109310369 A 3 23.一种计算机程序产品， 所述计算机程序产品体现在能够由计算机读取的计算机可 读介质上， 并且被配置为使所述计算机执行计算机过程， 所述计算机过程包括根据任一前 述权利要求1至1。
13、1所述的方法中的所有步骤。 权 利 要 求 书 3/3 页 4 CN 109310369 A 4 用于估计血脉搏波特征的多传感器系统 技术领域 0001 本发明涉及非侵入地聚焦到人体的基于传感器的心脏活动测量。 背景技术 0002 多种传感器可用于非侵入性地从人体测量血脉搏波的特征。 一些传感器测量心电 图(ECG)， 并且最近已经出现了基于光电容积描记(PPG)的估计的传感器。 PPG传感器光学地 从人体的皮肤测量特征。 也可商购其他基于传感器的解决方案。 发明内容 0003 本发明由独立权利要求的主题限定。 实施方式在从属权利要求中限定。 附图说明 0004 在下文中， 将参考所附附图借助。
14、于优选实施方式更详细地描述本发明， 在附图中， 0005 图1示出了可以应用本发明的实施方式的测量系统； 0006 图2示出了用于估计用户的生理状况的过程； 0007 图3示出了图2的实施方式； 0008 图4至图7示出了用于数学方法地对人动脉系统建模和用于估计生理状况的一些 实施方式； 0009 图8和图9示出了用于估计血脉搏波的脉搏传导时间的实施方式； 0010 图10示出了根据本发明的实施方式的装置； 0011 图11是包括两个心脏活动传感器的腕式计算机的实施方式； 0012 图12示出了根据本发明实施方式的用于估计所检测到的测量信号的信号质量的 过程； 以及 0013 图13示出了根据。
15、本发明实施方式的用于估计所检测到的测量信号的测量状况的 过程。 具体实施方式 0014 以下实施方式是示例性的。 虽然说明书可以在文本的若干位置中参考 “一” 、“一 个” 或 “一些” 实施方式， 但是这并不一定意味着对(一个或多个)相同的实施方式作出了每 个参考， 或者特定特征仅适用于单个实施方式。 还可以组合不同实施方式的单个特征以提 供其他实施方式。 0015 图1示出了包括可以在本发明的一些实施方式的背景下使用的传感器设备的测量 系统。 传感器可以采用一种或多种测量技术来测量用户20的心脏活动。 例如， 至少一个传感 器设备10可以被配置为测量用户20的心电图(ECG)。 这样的EC。
16、G传感器10可以包括一个或多 个电极， 其布置成与用户20的皮肤接触， 以便测量在每次心跳期间生成的电荷。 ECG传感器 可以是便携式的， 以使得能够在户外体能锻炼诸如跑步或骑自行车期间进行测量。 说 明 书 1/10 页 5 CN 109310369 A 5 0016 至少一个传感器设备12、 14可以被配置为光学地测量光电体积描记图或光电血管 容积图(PPG)。 PPG表示器官的容积式测量。 PPG传感器12、 14可以包括被配置为照亮用户20 的皮肤的光源诸如发光二极管(LED)， 并且还包括被配置为测量从被照亮的皮肤反射的光 的变化的光敏传感器诸如光电二极管。 随着每个心动周期， 心脏。
17、将血泵送到外周动脉。 尽管 这种血波脉搏(血脉搏波)在其传播时被动脉系统衰减， 但足以扩张皮下组织中的小动脉和 (大)动脉。 如果光源和光敏传感器被适当地放置在皮肤上， 则可以将血波脉搏检测为通过 使用光敏传感器测量的反射光的变化。 每个心动周期表现为通过光敏传感器获得的测量信 号中的峰。 血脉搏波可以由多种其他生理系统调节， 并且因此， PPG也可以用于监测呼吸、 血 容量不足和其他生理状况。 可以在人体的各个位置测量PPG， 例如从手腕(传感器12)、 头部、 耳道或耳叶状部(传感器14)。 0017 至少一个传感器设备16可以被配置为测量投影心搏图或心冲击图(BCG)。 BCG是对 心跳。
18、期间生成的冲击力的测量。 心冲击图表征了在每次心跳期间由于血喷射到大血管中而 导致的人体的运动。 BCG显示的频率范围在1到20赫兹(Hz)之间， 并且由心脏的机械运动引 起。 如ECG和PPG， 可以通过使用非侵入性传感器16从身体的表面来记录BCG。 (一个)BCG传感 器16可以是心冲击秤(心冲击描记秤)， 该心冲击秤被配置为测量站在秤上的人体的反冲。 反冲是由心跳引起的， 并且可以从站在BCG秤上的用户来测量， 例如通过使用压力传感器。 BCG秤可以被配置为显示用户20的心率和重量。 0018 如上所述， 血脉搏(脉冲)在其通过人体的途中被调节。 该调节可由各种生理状况 和功能引起。 。
19、因此， 血脉搏波的特征可以包括这种生理状况的表现。 一组这样的特征可以包 括血脉搏波的传播特征。 传播特征可以被认为是表示(例如在人的动脉中的一定距离内的) 脉搏传导时间(PTT)的时间特征。 等效特征可以包括脉搏传播速度， 该脉搏传播速度与脉搏 传导时间成比例， 并且因此可以被认为表示血脉搏波的时间特征。 0019 图2示出了用于评估用户20的生理状况的实施方式。 图2可以在计算机装置中执行 的计算机过程中执行。 参考图2， 该过程包括： 在由与人体的第一位置相关联的第一心脏活 动传感器测量的第一测量信号中， 检测(框200)血脉搏波的第一次发生； 在由第二心脏活动 传感器从人体的不同于第一。
20、位置的第二位置所测量的第二测量信号中， 检测(框200)血脉 搏波的第二次发生； 基于与公共时钟同步的所述检测， 估计(框202)血脉搏波的时间特征； 以及基于所述时间特征， 计算(框204)表示人体的生理状况的度量。 0020 由于图2的实施方式基于与人体的不同位置相关联的至少两个测量来测量血脉搏 波的时间特征， 因此测量可以彼此同步。 当通过包括在相同设备或相同壳体中的传感器来 执行测量时， 可以使该测量同步， 通过将该测量同步于由设备的时钟信号发生器提供的相 同的时钟信号。 当通过物理上分开的传感器设备(例如ECG传感器10和PPG传感器12)来执行 测量时， 可以通过其他手段来将两个设。
21、备同步于公共时钟。 同步准确度可以取决于所计算 的度量所需的精度准确度， 如下所述。 可以看到同步的一个方面， 使得血脉搏波的两个检测 在相同状况下进行， 在这种意义上说它们基于检测血脉搏波的相同分量。 该分量可以是血 脉搏波的最高峰， R波。 在PPG测量中， 可以通过使用差分测量信号来检测R波。 0021 图3示出了一实施方式， 其中所估计的时间特征包括检测到的血脉搏波的脉搏传 导时间(PTT)， 并且其中度量表示人体中的血压。 应当理解， 可以基于PTT来计算除血压之外 的度量， 如下所述。 参考图2， 上面结合框200描述的对血脉搏波的检测可以用于框300中的 说 明 书 2/10 页。
22、 6 CN 109310369 A 6 对PTT的估计。 框300包括对血脉搏波的PTT进行计算， 其基于(不同位置)与人体的不同位置 相关联的血脉搏波的所述至少两次检测。 0022 在一实施方式中， 框300包括计算或确定与用于PTT计算(框302)的不同位置相关 联的相对距离。 相对距离可以被定义为从第一测量位置到人体的心脏的第一距离与从第二 测量位置到人体的心脏的第二距离之间的差。 可以将该差确定为没有符号的绝对值。 该距 离可以被认为是通过在人体的轮廓内行进的路线以表示在动脉方面的距离。 例如， 让我们 考虑两个PPG测量， 并且第一测量位置是用户的上臂， 并且第二测量位置是用户的同一。
23、手臂 的手腕。 现在， 相对距离是这两个位置通过用户的手臂之间的距离。 换言之， 该距离可以被 认为是通过使用心脏作为参考点并计算从每个位置(上臂和手腕)到心脏的距离之间的差。 然后让我们考虑第一测量是BCG测量， 并且第一位置是用户的脚部， 并且第二测量是来自手 腕的PPG测量。 现在， 第一距离是脚部和心脏之间的距离d1， 并且第二距离d2是手腕和心脏之 间的距离， 并且相对距离可以被认为是d2-d1的绝对值。 0023 然后， 让我们考虑一示例， 其中第一测量是ECG测量， 并且第二测量是来自手腕的 PPG测量。 由于电信号的光速传播， 血波脉搏的ECG基本上同时存在于各个地方。 因此，。
24、 无论 ECG测量位置在哪里(胸部、 手臂、 头部或脚部)， 与ECG测量相关联的位置都是心脏的位置。 在这种情况下， 第一距离可以是零， 并且相对距离可以等于距人心脏的第二距离。 0024 在一些实施方式中， 不需要单独计算距离， 但是距离可以被预先配置为PTT估计 和/或度量的计算。 例如， 可以将计算算法预先配置为第一测量是ECG测量， 并且第二测量是 来自人体中确定位置的测量， 在这种情况下， 相对距离变为常数并且不需要单独的计算。 然 而， 一些用户相关的参数可以用作输入， 例如高度或性别， 其可用于调整算法以补偿不同人 的不同的手臂或腿的长度。 0025 在框304中， 基于PTT。
25、计算血压。 通过评估平均人群统计， 已发现脉搏波速度(PWV) 和平均血压(MBP)相互成比例为： 0026 PWVK MBP+M 0027 其中K0.0825ms-1mmHg-1和M0.0495m/s可用作用于该算法的第一估计。 可以根 据每个单独的血压曲线来重新估计这些参数(校准)。 执行该校准可以通过使用用于血压测 量的参考系统， 诸如血压计， 其提供血压的参考值。 现在， 考虑到PWV与相对距离内的PTT成 比例， 我们可以将MBP计算为 0028 0029 注意， 比率D/K和M/K可以在校准期间被估计为单个参数， 因此允许我们避免单独 估计距离D。 因此， 我们在MBP和PTT之间。
26、有直接对应关系， 并且我们可以通过测量PTT来确定 MBP。 0030 如上所述， 血脉搏波可以携带关于各种生理状况的信息。 PTT可以表示例如用户20 的压力(紧张)水平。 因此， 度量可以是表示用户的压力水平的值或指标。 因此， 框204可以包 括将所测量的时间特征例如PPT映射到这样的值或指标。 该映射可以包括进一步的输入， 诸 如心率和/或心率变异性(血脉搏波的连续R波间隔(R-R间隔)的变化， 和/或可以通过ECG或 PPG测量来检测的呼吸模式。 在ECG中， 呼吸模式可以显示在ECG测量信号的幅度分量和相位 分量中， 并且PPG测量信号可以类似地指示呼吸模式。 除了压力水平之外， 。
27、PPT可以用作以下 说 明 书 3/10 页 7 CN 109310369 A 7 的指标， 睡眠质量、 衰老、 体质水平、 健康状态、 疲劳估计(心理、 情绪和生理)、 恢复估计、 疾 病诸如糖尿病的存在， 或作为有吸烟习惯的用户的指标。 例如， 已知血压波动(尤其是收缩 血压的波动)是人的精神状态的函数， 并且因此， PTT也是对此的间接测量。 实施方式使用 PTT作为对压力缓解系统的输入， 诸如通过如在许多神经康复设备中使用的包含心率变异 性和心脏相干性的神经-心脏生物反馈环路。 另一示例是使用PTT更精细地分析睡眠模式。 实际上， 睡眠模式是由穿越梦境状态的深度睡眠和唤醒之间的振荡来驱。
28、动的。 因此， 与精神 状态相互关联的PTT将根据人的睡眠状态而波动。 因此， 可以将PTT的变异性视作睡眠状态 的生理状况的指标， 例如， 受打扰的睡眠和睡眠的相关潜在的较差质量。 0031 在实施方式中， 可以基于测量推导出表征人动脉的模型， 并且该模型可以用于评 估用户20的(一项或多项)生理状况。 参考图4， 这样的实施方式可以包括， 在框202之后： 基 于时间特征生成(框400)表示用户20的动脉的转移函数的数学模型； 将由第二心脏活动传 感器从第二位置测量的第三测量信号输入(框402)到数学模型中； 以及基于数学模型的输 出， 计算(框404)表示人体的所述生理状况或另一生理状况。
29、的所述度量或另一度量。 0032 在实施方式中， 数学模型可以包括具有表示人动脉的转移函数的特征的过滤器的 Windkessel模型(弹性腔模型)。 参考图5和图6， 考虑了人手臂的动脉。 如参考视觉上对动脉 建模的元件500所示， 动脉过滤血流， 使得正在检查中的动脉或动脉的一部分的开始处的血 压(图6中的高BP)高于结束处的血压(图6中的低BP)。 通过动脉对血压的该过滤可以用具有 某些分量值的过滤器进行建模。 图6示出了四阶Windkessel模型， 其中电阻器R1和RL、 电容 器C1和电感器L1的分量值被设计成使得过滤器的转移函数与人动脉500的转移函数匹配。 图7示出了用于构建该模。
30、型的实施方式。 0033 在实施方式中， 例如， 在框204中确定的时间特征用于生成表示人动脉的转移函数 的数学模型。 然后， 将由第二心脏活动传感器从第二位置测量的测量信号应用到该数学模 型中， 并且基于数学模型的输出， 计算表示人体的生理状况的度量。 0034 参考图7， 用于生成模型的过程包括提供用于转移函数的初始模型。 初始模型可以 是基于统计数据生成的默认模型。 初始模型可以表示平均人动脉的模型。 在一些实施方式 中， 一些输入可用于在多个初始模型中选择初始模型。 例如， 初始模型可以被配置为表示不 同年龄和/或性别的人的平均人动脉。 0035 在框702中， 测量所检测到的血脉搏波。
31、的脉搏传导时间或时间特征， 并且估计血 压， 例如如上所述。 第二位置处的第二测量在该实施方式中可以是用于动脉模型的端点， 例 如， 手腕、 脚部或耳朵。 例如， 估计的血压可以表示平均血压。 既然已知期望模型的输出， 则 可以基于血压估计来修改初始模型。 考虑到血压估计表示图6中高BP点处的动脉的输入。 如 果模型的转移函数表示动脉， 则其对血压估计的响应应该是基本上等于第二位置处的测量 值的值。 如果第二传感器是PPG传感器， 则测量值可以是所测量的PPG信号的导数， 其可以用 于检测R波的峰。 这可以在数学上建模为 0036 0037其中，表示PPG测量值的估计的时间导数， Z0是初始模。
32、型的转移函数， 并且 是在框702中估计的平均血压。 现在， 如果不同于PPG传感器的输出， 可以根据 说 明 书 4/10 页 8 CN 109310369 A 8 PPG传感器的实际输出与之间的差来调整Z0， 使得最小化。 可以通过 使用现有技术的状态的系统识别算法和训练数据来实现优化， 如在适应性过滤器理论的文 献中所描述的。 (框704)。 然后可以使用新估计的模型通过下述关系来将所测量的PPG值 映射到(平均)血压值： 0038 0039其中表示来自PPG传感器的后续测量值(框708)。 根据血压值可以将 更新的PTT计算为： 0040 0041 该程式可能会迭代N次， 直到转移函数。
33、参数已经收敛到一稳定值， 如由误差 所测量的。 如上所述， PTT可用于估计各种生理状况。 Windkessel模型可用于估 计与血压成比例的脉搏传导时间， 从而使得能够估计用户20的血压。 由于Windkessel模型 表示动脉的特征， 因此分析Windkessel模型、 其参数、 输出和/或转移函数可以提供关于用 户20的动脉的进一步信息。 Windkessel模型的分析可以例如指示动脉中的某些综合征或障 碍。 0042 如从图7的描述中可以看出， 图7的实施方式从两个不同的起始点(框702和框708) 计算PTT。 在一实施方式中， 在没有模型和通过模型的情况下将框702中执行的PTT的。
34、测量进 行组合以提供对PTT的更准确的估计。 可以根据所确定的选择逻辑(例如基于它们的统计分 布)来选择估计之一或者对PTT估计取平均来执行该组合。 例如， 可以使用主分量分析或概 率数据融合方法， 诸如贝叶斯推理。 0043 图8和图9示出了用于估计PTT或者通常血脉搏波的时间特征的另一实施方式。 该 实施方式利用PPG测量信号中血脉搏波的多个信号特征的出现。 参考示出了PPG测量信号的 图8， PPG测量信号通常包括两个峰： 早期收缩峰和随后的晚期收缩峰。 早期收缩峰主要由沿 着从左心室到测量位置的直接路径传输的压力来形成， 在该测量位置它产生血容量的变 化。 第二峰部分地由沿着主动脉和大。
35、动脉到身体中的阻抗不匹配的部位的压力来形成， 在 该阻抗不匹配的部位中， 其被反射回主动脉。 已经发现早期和晚期收缩峰的计时(时间)之 间的时间差与PTT成比例。 图9示出了用于通过使用该特征来计算PTT的实施方式。 而且， 动 脉的状况诸如它们的刚度会影响PTT。 可以估计刚度指数并将其用作来自PTT的血压的估计 中的输入。 通常使用外周增强指数(PAI)来估计刚度， 该外周增强指数可以定义为如图8所 示的晚期收缩血压和早期收缩血压的比率。 0044 参考图9， 该过程包括： 通过使用PPG传感器测量PPG测量信号； 基于峰检测， 检测 (框900)与相同血脉搏波相关联的第一峰和第二峰； 以。
36、及进一步基于检测到的第一峰和第 二峰来估计(框902)血脉搏波的时间特征。 峰检测可以基于以下， 监测PPG测量信号的导数 以及检测导数的符号的变化的确定类型， 或者使用基于阈值的峰检测。 阈值可以是固定的 或适应性的。 在一实施方式中， 通过使用预先存储的映射表将峰之间的时间差映射到时间 特征。 0045 检测正确峰的一种方法可以基于首先检测PPG测量信号中的重搏切迹的计时。 重 说 明 书 5/10 页 9 CN 109310369 A 9 搏切迹(降中波切迹)可以被认为是在表示血脉搏波的信号消退之前PPG测量信号中的最后 的切迹。 因此， 它可以用作用于确定早期收缩峰和晚期收缩峰(第一峰。
37、和第二峰)的准确参 考点。 可以确定第一峰和第二峰是在重搏切迹之前的前两个峰。 0046 图8和图9的实施方式可以以直接的方式与其他实施方式组合。 例如， 当将图9的实 施方式与图2的实施方式组合时， 获取PTT的多个(例如两个)测量样本或另一所测量的时间 特征， 并且可以基于这些样本来估计时间特征。 0047 在一实施方式中， 计算多个样本中的每个的准确度， 并且将更多权重分配给更准 确的样本， 并且将更少的权重分配给不太准确的样本。 例如， 准确度可以基于运动检测。 关 于PPG传感器， 通常采用运动传感器。 运动传感器可以用于对所测量的PPG信号执行运动补 偿， 以便减少来自PPG信号的。
38、噪声。 运动传感器还可用于估计该测量的准确度。 较高的所测 量的运动可与不太准确的测量相关联， 而较低的所测量的运动可与较准确的测量相关联。 0048 在一实施方式中， 例如基于所估计的准确度， 选择多个样本中的一个作为时间特 征。 0049 在另一实施方式中， 根据所确定的组合逻辑来组合多个样本。 例如， 组合逻辑可以 是多个样本的平均或加权平均。 加权可以基于准确度估计。 0050 图10示出了被配置为在确定所检测到的血脉搏波的时间特征时执行上述功能中 的至少一些的装置的实施方式。 该装置可以包括电子设备， 该电子设备包括至少一个处理 器100和至少一个存储器110。 处理器100可以形成。
39、处理电路的一部分或者是处理电路的一 部分。 该装置还可以包括用户界面124， 该用户界面包括显示屏或另一显示单元、 输入设备 诸如一个或多个按钮和/或触敏表面、 以及音频输出设备诸如扬声器。 在一些实施方式中， 用户界面124包括触觉输出设备， 该触觉输出设备被配置为向用户20提供触觉指示。 0051 处理器100可以包括测量信号处理电路104， 该测量信号处理电路被配置为估计表 示生理状况的度量和/或时间特征。 测量信号处理电路104可以包括时间特征估计电路106， 该时间特征估计电路被配置为从接收到的检测到的测量信号来估计时间特征诸如PTT。 因 此， 时间特征估计电路106可以被配置为执。
40、行步骤200、 202、 300、 702、 900和/或902的一部 分。 时间特征估计电路106可以将时间特征诸如PTT输出到度量计算电路108， 该度量计算电 路被配置为至少部分地基于接收到的PTT来计算度量。 度量计算电路108可以被配置为执行 接收时间特征作为输入的算法。 进一步输入可以包括用户特征诸如年龄、 性别、 身高和体 重。 存储器110可以存储数据库114， 该数据库存储用户简档。 算法的功能可以由存储在存储 器中的计算机程序代码118限定。 在一些实施方式中， 算法可以通过使用存储在存储器中的 映射数据库119将接收到的表示时间特征的一个或多个值映射到度量。 映射数据库可。
41、以限 定表示生理状况的度量和时间特征之间的相关性。 在一实施方式中， 映射数据库可以限定 PTT和血压之间的映射。 映射数据库119可以存储适合于用户特征的映射表。 度量计算电路 108可以被配置为执行步骤204、 304、 404和/或框902中的度量估计。 0052 在一实施方式中， 度量计算电路108被配置为生成Windkessel模型， 从而执行框 400、 402和404和/或框702(血压测量)、 704、 706和708。 0053 在成功计算该度量诸如血压之后， 度量计算电路108可以向处理器100或用户界面 124输出指标， 并且因此向用户引起关于所测量的度量的指示。 指标可。
42、以是在用户界面124 的显示单元上显示的显示指标、 音频输出或触觉输出。 说 明 书 6/10 页 10 CN 109310369 A 10 0054 该装置可以包括连接到处理器100的通信电路102。 通信电路可以包括适合于支持 通信协议诸如蓝牙智能规范的硬件和软件。 应当理解， 其他通信协议是等同的解决 方案， 只要它们适合于建立个人区域网络(PAN)或适合于本文中描述的测量场景。 根据所支 持的无线通信协议， 处理器100可以使用通信电路102来传输和接收帧。 帧可以携带包括上 述测量数据诸如ECG测量数据和/或PPG测量数据的有效载荷数据。 在一些实施方式中， 处理 器100可以使用通。
43、信电路109来将测量数据、 所估计的时间特征和/或所计算的度量传输到 另一装置， 例如， 传输到存储该用户20的用户帐户的云服务器。 0055 在一实施方式中， 该装置包括至少一个心脏活动传感器12。 (一个或多个)心脏活 动传感器12可以包括上述传感器诸如ECG传感器10， PPG传感器12、 14和BCG传感器16中的一 个或多个。 另外， 该装置可以通过通信电路102与至少一个心脏活动传感器14通信。 该至少 一个心脏活动传感器14可以包括相对于该装置的外部心脏活动传感器。 (一个或多个)心脏 活动传感器14可以包括与传感器12不同或不同类型的(一个或多个)心脏活动传感器。 下面 的表1。
44、示出了可以用于估计上述(一个或多个)度量的心脏活动传感器组合的一些实施方 式。 0056 0057 表1 0058 在心脏活动传感器12、 14设置在不同的物理上分离的设备中的实施方式中， 这些 设备可以同步于公共时钟， 诸如为两个设备提供准确的时钟信号的全球定位系统或另一卫 星导航系统的时钟。 一些无线通信协议提供同步工具， 并且一些实施方式可以使用这些工 具来执行同步。 设备中的一个可以作为主时钟运转， 并且它可以将指示其时钟值的帧传输 到(一个或多个)其他设备， 从而提供时钟同步。 当设备具有同步的时钟， 检测血脉搏波的传 感器设备可以存储与该检测相关联的时钟值， 生成表示该时钟值的时间。
45、戳， 并且将该时间 戳传输到在所检测到的血脉搏波的时间特征的计算中使用该时间戳的另一设备。 该另一设 备可以将由接收到的时间戳指示的计时与由该另一设备中包括的心脏活动传感器检测到 的血脉搏波的检测的最接近的计时相关联， 并因此计算由两个设备检测到的血脉搏波的时 间特征。 0059 在另一实施方式中， 代替使用无线电帧来中继所检测到的血脉搏波的计时的指 示， 可以使用生物阻抗。 在该实施方式中， 检测血脉搏波的第一设备可以在检测血脉搏波的 计时时向用户的皮肤输出电信号。 第二设备可以通过也附接到用户的皮肤的电极接收电信 号， 并且从而获得通过使用生物阻抗转移的 “时间戳” 。 0060 现在让我。
46、们描述该装置的一些实施方式。 在一实施方式中， 该装置是腕式计算机， 说 明 书 7/10 页 11 CN 109310369 A 11 该腕式计算机包括PPG传感器12， 并且在一些实施方式中包括ECG传感器。 图11示出了包括 PPG传感器12和ECG传感器的腕式计算机110的实施方式。 在该实施方式中， PPG传感器和ECG 传感器可以设置在该装置的相对侧上， 例如， 在面向相反方向的表面上。 参考图11， PPG传感 器可以设置在腕式计算机的壳体112的表面上。 壳体112可以容置腕式计算机的电子器件诸 如处理器100。 包括PPG传感器的表面可以是布置成当装置附接到用户(例如到用户的。
47、手腕) 时面向用户20的皮肤的表面。 PPG传感器可以包括一组光学组件118， 该光学组件包括至少 一个照明设备和至少一个光学感测设备。 图11的右侧示出了壳体112的表面， 该壳体包括光 学组件， 使得光学感测设备设置在两个光学照明设备之间。 当该装置附接到用户20时， ECG 传感器可以设置在装置的背离用户的皮肤的方向的表面上。 在一实施方式中， ECG传感器 114附接到装置的条带上， 该条带被设计成将该装置附接到用户20。 在另一实施方式中， ECG 传感器或至少ECG传感器的电极设置在包括在壳体112中的显示屏116上。 然后可以通过设 置在显示屏上的透明膜来实现ECG传感器的电极。。
48、 在该实施方式中， 用户20可以将他/她的 手指带到ECG传感器以测量时间特征和度量。 在该连接中， 上述成功计算该度量的指示可以 向用户指示用户20可以从ECG传感器的感测头撤回手指。 0061 在一实施方式中， 该装置是包括PPG传感器12的腕式计算机， 并且从ECG传感器10 接收ECG测量信号， 该ECG传感器例如包括在壳体中， 附接到用户的胸部。 0062 在一实施方式中， 该装置是布置成附接到用户20的头部的耳机。 该耳机可以包括 耳承。 0063 在一实施方式中， 该装置是包括BCG传感器的秤。 0064 在该装置包括PPG传感器的实施方式中， 该装置还可以包括运动传感器。 该运。
49、动传 感器可用于对PPG测量信号中的运动伪影补偿。 0065 在一实施方式中， 包括PPG传感器的装置可以采用测量信号评估程序来估计检测 到的PPG测量信号是否适合于估计时间特征。 图12示出了这种程序的实施方式。 参考图12， 在框1200中检测到PPG测量信号例如表示血脉搏波的信号分量时， 在框1202中估计所测量 的PPG信号的质量。 该估计可以包括尝试检测图8的重搏切迹、 估计信号水平、 估计该测量信 号的水平、 和/或估计该测量信号中的检测到的峰的数量。 在其他实施方式中可以采用其他 质量度量。 在框1204中， 将所估计的质量度量与阈值进行比较。 如果确定信号质量优于阈值 (框1204中为是)， 则可以将测量信号传递到框202中的对时间特征的估计。 否则(框1204中 为否)， 可以丢弃该测量信号并且该过程可以等待测量信号的随后检测。 这提高了在框204 中的估计该度量的可靠性。 0066 在该装置是腕式计算机的实施方式中， 该装置包括高度计， 该高度计被配置为测 量该装置的(海拔)高度。 高度计可。