CN113164076A - 基于贴片的生理传感器 - Google Patents

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欧文·戈尔德费恩
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Abstract

本发明提供了一种用于同时测量来自患者的血压(BP)、脉搏血氧饱和度(SpO2)以及其它生命体征和血液动力学参数的身体穿戴式贴片传感器。所述贴片传感器的特征在于感测部分，所述感测部分具有柔性外壳，所述柔性外壳被完全穿戴在所述患者的胸部上并封围电池、无线发射器和所述传感器的所有的传感和电子部件。所述贴片传感器测量心电图(ECG)波形、阻抗体积描记图(IPG)波形、血管容积图(PPG)波形和心音图(PCG)波形，并集中处理这些波形，以确定所述生命体征和血液动力学参数。测量PPG波形的所述传感器还包括用于增加所述胸部上的组织的灌注的加热元件。

Description

基于贴片的生理传感器
相关申请的交叉引用
本申请要求于2018年7月24日提交的美国专利申请No.16/044,386、于2018年7月24日提交的美国专利申请No.16/044,392、和于2018年7月24日提交的美国专利申请No.16/044,397以及于2018年7月24日提交的美国专利申请No.16/044,401以及于2018年7月24日提交的美国专利申请No.16/044,404的优先权权益，以上申请中的每一个申请均通过引用结合于此。
技术领域
本发明涉及从例如位于医院、诊所和家中的患者测量生理参数的系统的用途。
背景技术
存在能够通过测量来自患者的生物信号来评估的许多生理参数。一些信号(诸如，心电图(ECG)波形、阻抗体积描记图(impedance plethysmogram，IPG)波形、血管容积图(PPG)波形和心音图(PCG)波形)利用直接连接或附接到患者的皮肤的传感器(例如，电极、光学器件、麦克风)进行测量。对这些波形的处理产生诸如心率(heart rate，HR)、心率变异性(heart rate variability，HRV)、呼吸率(respiration rate，RR)、脉搏血氧饱和度(pulse oximetry，SpO2)、血压(blood pressure，BP)、每搏输出量(stroke volume，SV)、心输出量(cardiac output，CO)和与胸阻抗相关的参数(例如，胸腔液体含量(FLUIDS))的参数。当在单个时间点获得这些参数时，能够从这些参数中识别出许多生理状况；其它生理状况可能需要在长时间段或短时间段内的持续评估，以识别参数的趋势。在这两种情况下，一致地并以高重复性和精度获得参数非常重要。
已知设备和相关生理学
测量ECG波形的一些设备被完全穿戴在患者的身体上。这些设备的特征通常是简单的贴片型系统，这些贴片型系统包括直接连接到下面的电极的模拟电子器件和数字电子器件两者。通常，这些系统测量HR、HRV、RR，并且在某些情况下，还测量姿势、运动和跌倒。通常规定这种设备持续较短的时间段，例如持续从几天到几周的时间段。它们通常是无线的，并且通常包括诸如蓝牙收发器的技术，以在短距离内将信息传输到第二设备，该第二设备通常包括蜂窝无线电，以将信息传输到基于网络的系统。
生物阻抗医疗设备通过感测和处理时变ECG波形和IPG波形来测量SV、CO和FLUIDS。通常，这些设备通过粘附在患者的身体上的不同部位处的一次性电极来连接到患者。测量ECG波形和IPG波形的所述一次性电极通常被穿戴在患者的胸部或腿部上，并且包括：i)接触患者的导电水凝胶；ii)接触水凝胶的涂覆Ag/AgCl的孔眼；iii)导电金属柱，其将孔眼连接到从所述设备延伸的导线或线缆；以及iv)将电极粘附到患者的粘性背衬。测量BP(包括收缩压(SYS)、舒张压(DIA)和平均血压(MAP))的医疗设备通常使用基于袖带的技术(称为示波法或听诊)，或者使用插在患者的动脉系统中的压敏导管。测量SpO2的医疗设备通常是光学传感器，这些光学传感器夹到患者的手指或耳垂上，或者通过粘性部件来附接到患者的前额。
发明内容
鉴于上述情况，将有益的是，利用如本文所述的贴片传感器来改进对医院、诊所和家庭中的患者的监测，该贴片传感器以非侵入性的方式测量生命体征(诸如，HR、HRV、RR、SpO2、TEMP和BP)，以及复杂的血液动力学参数(诸如，SV、CO和FLUIDS)。所述贴片传感器粘附到患者的胸部，并且连续地且以非侵入性的方式测量以上提及参数，而无需袖带和导线。以这样的方式，它简化了用于进行这种测量的传统协议，这些测量通常涉及多个机器，并且可能需要几分钟才能完成。所述贴片传感器将信息无线传输到外部网关(例如，平板电脑、智能手机或非移动插入式系统)，该外部网关能够与现有的医院基础设施和通知系统(诸如，医院电子病历(EMR)系统)集成起来。利用这样的系统，护理人员能够被告知生命体征的变化，并且作为响应，能够快速干预，以帮助恶化的患者。所述贴片传感器另外还能够从医院外部的位置监测患者。
更具体地说是，本发明的特征在于一种测量来自患者的以下参数的胸部穿戴的贴片传感器：HR、PR、SpO2、RR、BP、TEMP、FLUIDS、SV、CO和对血压和全身血管阻力敏感的一组参数，其被称为脉搏到达时间(pulse arrival time，PAT)和血管传导时间(vasculartransit time，VTT)。
所述贴片传感器还包括运动检测加速度计，该贴片传感器能够根据该加速度计确定与运动相关的参数，诸如姿势、运动程度、活动水平、呼吸引起的胸部起伏和跌倒。例如，这些参数可以确定患者在住院期间的姿势或运动。当运动被最小化并且低于预定阈值时，所述贴片传感器能够运行附加算法，以处理运动相关参数，从而测量生命体征和血液动力学参数，由此减少伪影。此外，所述贴片传感器估计运动相关参数(诸如，姿势)，以提高生命体征和血液动力学参数的计算精度。
所述贴片传感器的底表面上的一次性电极将其固定到患者的身体上，而无需麻烦的线缆。所述电极测量ECG波形和IPG波形。它们容易地通过磁铁连接到(和脱离)被包含在所述传感器内的电路板，这些磁铁被电连接到电路板，以提供信号传导的电耦合。在使用之前，电极被简单地保持在电路板附近，并且磁引力使得电极贴片卡扣到适当的位置，由此确保电极在患者的身体上的适当定位。
使用在红色(例如，660nm)和红外(例如，900nm)光谱区中运行的发光二极管(LED)，所述贴片传感器通过轻轻压靠在患者的胸部的毛细血管床上来测量SpO2。所述贴片传感器的底表面上的加热元件接触患者的胸部，并温和地使下面的皮肤变暖，由此增加该组织的灌注。在利用反射模式光学器件进行操作的情况下，所述贴片传感器测量具有红色和红外波长两者的PPG波形。根据这些波形的交替分量和静态分量处理SpO2，如下文更详细描述的那样。
所述贴片传感器测量以上提及的所有特性，同时其特征在于舒适、易于穿戴的形式因素。它重量轻(约20克)，并且利用可充电电池供电。在使用期间，它搁置在患者的胸部上，其中一次性电极将它保持在适当的位置，如下面详细描述的那样。患者的胸部是不显眼、舒适、远离手、并且能够保持传感器而不被患者注意到的部位。与诸如手和手指的附肢相比，胸部也相对没有运动，并且因此固定到胸部区域的传感器最小化与运动相关的伪影。这种伪影在一定程度上由传感器内的加速度计进行补偿。并且，因为所述贴片传感器较小并且因此与各种其它生理传感器设备相比明显不那么引人注意或突出，所以减少了长时间段内穿戴医疗装置的情绪不适性，由此促进了在监测方案内使用该设备的长期患者依从性。
鉴于上述情况，在一个方面，本发明提供了一种用于同时测量来自患者的BP和SpO2的贴片传感器。该贴片传感器的特征在于具有柔性外壳的感测部分，该柔性外壳被完全穿戴在患者的胸部上并封围电池、无线发射器和该传感器的所有的感测和电子部件。该传感器测量ECG波形、IPG波形、PPG波形和PCG波形，并集中处理这些波形，以确定BP和SpO2。测量PPG波形的传感器包括用于增加胸部上的组织的灌注的加热元件。
在柔性外壳的底表面上，柔性外壳包括模拟光学系统，该模拟光学系统被定位成靠近一对电极接触点，其特征在于生成红色光谱范围和红外光谱范围两者内的辐射的光源。该辐射单独地照射患者的胸部的布置在柔性外壳下方的一部分。光电检测器检测不同光谱范围中的反射辐射，以生成模拟的红色PPG波形和红外PPG波形。
布置在柔性外壳内的数字处理系统包括微处理器和模数转换器，并且被配置用以：1)将模拟ECG波形数字化，以生成数字ECG波形，2)将模拟阻抗波形数字化，以生成数字阻抗波形，3)将模拟红色PPG波形数字化，以生成数字红色PPG波形，4)将模拟红外PPG波形数字化，以生成数字红外PPG波形，以及5)将模拟PCG波形数字化，以生成数字PCG波形。一旦这些波形被数字化，则在被称为“固件”的嵌入式计算机代码中运行的数值算法就对这些波形进行处理，以确定本文描述的参数。
另一方面，本发明提供了一种用于测量来自患者的PPG波形的贴片传感器。该贴片传感器包括：外壳，该外壳被完全穿戴在患者的胸部上；以及加热元件，该加热元件被附接到外壳的底表面，使得在使用期间，该加热元件接触并加热患者的胸部的区域。光学系统位于外壳的底表面上并且靠近加热元件，并且包括光源，该光源生成在测量期间照射患者的胸部的所述区域的光辐射。该传感器特征还在于与加热元件直接接触的温度传感器，以及在外壳内并与加热元件和温度传感器电接触的闭环温度控制器。在测量期间，闭环温度控制器接收来自温度传感器的信号，并且作为响应，控制由加热元件生成的热的量。光学系统内的光电检测器通过检测在患者的胸部的所述区域被加热元件加热之后从患者的胸部的所述区域反射的辐射来生成PPG波形。
加热产生PPG波形的组织通常增加流动到该组织的血液流(即，灌注)，由此增加波形的幅值和信噪比。这对于在胸部处进行的测量尤其重要，在胸部，信号通常比从更常规的部位(诸如手指、耳垂和前额)测量到的那些信号弱得多。
在实施例中，加热元件的特征在于电阻加热器，诸如可以包括一组嵌入的电迹线的柔性膜、金属材料或聚合材料(例如，
Figure BDA0002906971030000061
)，当电流穿过这些电迹线时，这些电迹线的温度升高。例如，电迹线可以以蛇形图案布置，以最大化并均匀分布测量期间生成的热的量。在其它实施例中，闭环温度控制器包括向电阻加热器施加可调电势差的电路，该电路由微处理器控制。优选地是，微控制器调整电路施加到电阻加热器的所述电势差，使得电阻加热器的温度在40℃至45℃之间。
在实施例中，柔性膜加热元件的特征在于开口，该开口使输由光源生成的光辐射透过，使得该光辐射照射患者的胸部的布置在外壳下方的区域。在类似的实施例中，柔性膜的特征在于类似的开口或一组开口，该类似的开口或一组开口使从患者的胸部的所述区域反射的光辐射透过，使得该光辐射被光电检测器接收。
在又一些实施例中，外壳还包括ECG传感器，该ECG传感器的特征在于连接到外壳并电连接到ECG传感器的一组电极引线，每个电极引线均被构造用以接纳电极。例如，在实施例中，第一电极引线被连接到外壳的一侧，并且第二电极引线被连接到外壳的相对的那一侧。在测量期间，ECG传感器从第一电极引线和第二电极引线两者接收ECG信号，并且作为响应，处理ECG信号，以确定ECG波形。
另一方面，本发明提供了一种用于测量来自患者的PPG波形和ECG波形的传感器，该传感器也被完全穿戴在患者的胸部上。该传感器的特征在于类似于以上描述的那些的光学传感器、加热元件和温度传感器。该传感器还包括闭环温度控制器，该闭环温度控制器在外壳内并与加热元件、温度传感器和处理系统电接触。该闭环温度控制器被配置用以：1)从温度传感器接收第一信号；2)从处理系统接收与第二基准标记相对应的第二信号；3)集中处理第一信号和第二信号，以生成控制参数；以及4)基于控制参数控制由加热元件生成的热的量。
在实施例中，处理系统中包括的软件系统确定ECG波形内的第一基准标记，该第一基准标记是以下项中的一个：QRS幅值、Q点、R点、S点和T波。类似地是，软件系统确定第二基准标记，该第二基准标记是以下项中的一个：PPG波形的一部分的幅值、PPG波形的一部分的底部(foot)以及PPG波形的数学导数的最大幅值。
在实施例中，闭环温度控制器的特征在于可调节的电压源，并且被配置用以通过调整该电压源(例如，调整由该电压源生成的电压的幅值或频率)来控制由加热元件生成的热的量。
另一方面，本发明提供了一种测量来自患者的PPG波形并且根据这些波形测量SpO2值的类似的胸部穿戴式传感器。该传感器的特征在于与以上描述的相似的加热元件、温度传感器、闭环温度控制器和光学系统。在此，光学系统生成在红色光谱区和红外光谱区两者中的光辐射。该传感器还包括具有至少两个电极引线的ECG传感器和生成ECG波形的ECG电路。在测量期间，以软件系统为特征的处理系统分析ECG波形，以识别第一基准标记，并基于该第一基准标记识别红色PPG波形内的第一组基准标记和红外PPG波形内的第二组基准标记。然后，处理系统集中处理第一组基准标记和第二组基准标记，以生成SpO2值。
例如，在实施例中，由软件系统识别的第一组基准点的特征在于红色PPG波形的基线的幅值(RED(DC))和红色PPG波形内的心跳引起的脉搏的幅值(RED(AC))，并且由软件系统识别的第二组基准点的特征在于红外PPG波形的基线的幅值(IR(DC))和红外PPG波形内的心跳引起的脉搏的幅值(IR(AC))。该软件系统还能够被配置用以通过使用以下等式或其数学等同物分析RED(DC)、RED(AC)、IR(DC)和IR(AC)来根据比率(R)中的比率生成SpO2值：
Figure BDA0002906971030000071
Figure BDA0002906971030000072
其中k1、k2、k3和k4是预定常数。通常，这些常数是在称为“深呼吸研究”的临床研究期间使用一组患者而确定的。在研究期间，供应给患者的氧浓度在连续的“平稳期”中被逐渐降低，使得他们的SpO2值从正常值(接近98至100％)变成低氧值(接近70％)。随着氧浓度降低，通常在每个平稳期用经校准的血氧计或测量来自吸入血液中的氧含量的机器来测量参考SpO2值。这些是真正的SpO2值。R值也根据由贴片传感器测量得到的PPG波形在每个平稳期处进行确定。预定常数k1、k2、k3和k4然后能够通过使用上文所示的公式拟合这些数据来确定。
在其它方面，本发明提供了一种类似于以上描述的胸部穿戴式传感器的胸部穿戴式传感器，其还包括用于测量PCG波形的声学传感器。在此，该传感器与一次性部件配对，该一次性部件临时附接到传感器的外壳，并且其特征在于被定位用以连接到第一电极接触点的第一电极区域、被定位用以连接到第二电极接触点的第二电极区域以及被定位用以附接到声学传感器的阻抗匹配区域。
在实施例中，阻抗匹配区域包括凝胶或塑料材料，并且在100kHz下具有大约220Ω的阻抗。声学传感器能够是单个麦克风或一对麦克风。通常，传感器包括产生信号的ECG传感器，该信号然后被处理，以确定第一基准点(例如，ECG波形中的心跳引起的脉搏的Q点、R点、S点或T波)。传感器内的处理系统处理PCG波形。以确定第二基准点，该第二基准点是与PCG波形中的心跳引起的脉搏相关联的S1心音或S2心音。然后，处理系统确定将第一基准点和第二基准点分开的时间差，并使用该时间差来确定患者的血压。通常，由基于袖带的系统进行的校准测量与所述时间差一起用以确定血压。
在实施例中，处理器还被配置用以确定第二基准点的频谱(使用例如傅立叶变换)，并且然后使用该频谱来确定患者的血压。
在又一方面，本发明提供了一种类似于以上描述的胸部穿戴式传感器的胸部穿戴式传感器。在此，该传感器的特征在于位于传感器的外壳的底表面上的光学系统，该光学系统包括：1)生成光辐射的光源，该光辐射照射患者的胸部的布置在外壳下方的区域；以及2)圆形的光电检测器阵列，该圆形的光电检测器阵列围绕光源并检测从患者的胸部的区域反射的光辐射。如前面那样，在测量之前，用加热元件加热该区域。
从下面的详细描述和从权利要求书中，本发明的优点应该是显而易见的。
附图说明
图1是示出穿戴根据本发明的贴片传感器的患者的示意图；
图2A是图1中所示的贴片传感器的背表面的照片；
图2B是图1中所示的贴片传感器的前表面的照片；
图3A是图1中所示的贴片传感器的背表面的照片，其中强调了光学传感器；
图3B是图3A中所示的光学传感器的示意图；
图4是光学传感器的分解图；
图5是躺在病床上并穿戴根据本发明的贴片传感器的患者的图，其中贴片传感器通过网关向基于云的系统传输信息；
图6A是从患者处收集的ECG波形的时变图，以及标记波形中的基准点的“x”符号；
图6B是与图6A中所示的ECG波形同时并且从同一患者处收集的PCG波形的时变图，以及标记波形中的基准点的“x”符号；
图6C是与图6A中所示的ECG波形同时并且从同一患者处收集的PPG波形的时变图，以及标记波形中的基准点的“x”符号；
图6D是与图6A中所示的ECG波形同时并且从同一患者处收集的IPG波形的时变图，以及标记波形中的基准点的“x”符号；
图6E是图6D中所示的IPG波形的数学导数的时变图，以及标记波形中的基准点的“×”符号；
图7A是利用贴片传感器从来自患者的单次心跳生成的ECG波形和PCG波形的时变图，以及标记这些波形中的基准点并指示与S2相关的时间间隔的圆形符号；
图7B是利用贴片传感器从来自患者的单次心跳生成的ECG波形以及IPG波形的数学导数的时变图，以及标记这些波形中的基准点并指示与B相关的时间间隔的圆形符号；
图7C是利用贴片传感器从来自患者的单次心跳生成的ECG波形以及IPG波形的数学导数的时变图，以及标记与(dZ/dt)max相关的幅值的箭头符号；
图7D是利用贴片传感器从来自贴片患者的单次心跳生成的ECG波形和PPG波形的时变图，以及标记这些波形中的基准点并指示与PAT相关的时间间隔的圆形符号；
图7E是利用贴片传感器从来自患者的单次心跳生成的ECG波形以及IPG波形的数学导数的时变图，以及标记这些波形中的基准点并指示与C相关的时间间隔的圆形符号；
图7F是利用贴片传感器从来自患者的单次心跳生成的ECG波形和IPG波形的时变图，以及标记与Z0相关的幅值的箭头符号；
图8A是在热量被施加到患者的皮肤的下表面之前，用图3B的光学传感器测量得到的PPG波形的时变图；
图8B是在热量被施加到患者的皮肤的下表面之后，用图3B的光学传感器测量得到的PPG波形的时变图；
图9是示出了由贴片传感器用于测量无袖带BP的算法的流程图；
图10是示出来自对21名受试者进行的临床试验的结果的表格，该临床试验将由图1的贴片传感器进行的无袖带BP测量与使用听诊执行的参考BP测量进行比较；并且
图11是示出穿戴根据本发明的贴片传感器的替代实施例的患者的示意图。
具体实施方式
1.贴片传感器
如图1、图2A和图2B中所示，根据本发明的贴片传感器10测量来自患者12的ECG波形、PPG波形、PCG波形和IPG波形，并根据这些波形计算生命体征(HR、HRV、SpO2、RR、BP、TEMP)和血液动力学参数(FLUIDS、SV和CO)，如下文详细描述的那样。一旦该信息被确定，则贴片传感器10就将该信息无线传输到外部网关，然后该外部网关将该信息发送到基于云的系统。以这样的方式，临床医生能够连续且以非侵入性的方式监测可以位于医院或家中的患者12。
贴片传感器10的特征在于两个主要部件：穿戴在患者的胸部中心附近的中央感测/电子模块30，以及穿戴在患者的左肩附近的光学传感器36。柔性的包含导线的线缆34连接中央感测/电子模块30和光学传感器36。光学传感器36包括两个电极引线47、48，该两个电极引线连接到粘性电极并帮助将贴片传感器10(以及特别是光学传感器36)固定到患者12。中央感测/电子模块30的特征在于两个“半部”39A、39B，每个半部容纳下面将更详细地描述的、由第一柔性橡胶垫圈38分开的感测和电子部件。第二柔性橡胶垫圈51将被定位在患者的心脏正上方的声学模块32连接到中央感测/电子模块30的半部中的一个半部39B。带有嵌入的电迹线的、通常由
Figure BDA0002906971030000111
制成的柔性电路(图中未示出)连接声学模块32和中央感测/电子模块30的两个半部39A、39B内的玻璃纤维电路板(图中也未示出)。
更具体地是参照图2A，贴片传感器10包括背表面，在使用期间，该背表面通过一组一次性粘性电极(图中未示出)接触患者的胸部。中央感测/电子模块30的一个半部39B包括两个电极引线41、42。与连接到光学传感器36的电极引线47、48相联接的这些电极引线通过磁性接口被附接到该组一次性电极。电极引线41、42、47、48形成两对引线，其中每一对中的引线41、47中的一个引线注入电流，以测量IPG波形，并且每一对中的另一引线42、48感测生物电信号，然后由中央感测/电子模块30中的电子器件处理该生物电信号，以确定ECG波形和IPG波形。中央感测/电子模块30的相对的半部39A包括另一电极触点43，该电极触点像电极引线41、42、47、48一样连接到一次性电极(图中也未示出)，以帮助将贴片传感器10固定到患者12。
当电流注入电极41、47将高频(例如，100kHz)、低安培数(例如，4mA)电流注入到患者的胸部中时，进行IPG测量。电极42、48感测指示由注入的电流遇到的阻抗的电压。该电压穿过以模拟滤波器和差分放大器为特征的一系列电路，以分别滤除和放大与上述两种不同波形相关的信号分量。所述信号分量中的一个信号分量表示ECG波形；另一个表示IPG波形。IPG波形具有低频(DC)分量和高频(AC)分量，这些分量被进一步滤除和处理(如下文更详细描述那样)，以确定不同的阻抗波形。
使用线缆34以将中央感测/电子模块30和光学传感器36连接起来意味着：当贴片传感器10被附接到患者的胸部时，电极引线(中央感测/电子模块30中的41、42；光学传感器36中的47、48)能够被分开相对较大的距离。例如，光学传感器36能够被附接在患者的左肩附近，如图1中所示。电极引线41、42、47、48之间的这种分开通常提高了由贴片传感器10测量得到的ECG波形和IPG波形的信噪比，这是因为这些波形是由一次性电极收集的生物电信号的差异确定的，该差异通常随着电极分开而增加。最终，这将提高从这些波形检测到的任何生理参数的精度，诸如HR、HRV、RR、BP、SV、CO和FLUIDS。
声学模块32包括测量患者12的心音的一对固态声学麦克风45、46。心音是通常用听诊器从心脏听到的“lub、dub”音；它们指示二尖瓣和三尖瓣(S1，或lub音)和主动脉瓣和肺动脉瓣(S2，dub音)关闭的时间(当瓣膜打开时，不生成可检测到的声音)。利用信号处理，心音产生PCG波形，该PCG波形与其它信号一起用于确定BP，如下文更详细描述的那样。两个固态声学麦克风45、46被用于提供冗余性并更好地检测声音。与中央感测/电子模块30的半部39A一样，声学模块32包括电触点43，该电触点连接到一次性电极(图中也未示出)。以帮助将贴片传感器10固定到患者12。
光学传感器36通过柔性线缆34附接到中央感测/电子模块30，并且其特征在于光学系统60，该光学系统60包括以圆形的图案布置的光电检测器62阵列，该光电检测器阵列62围绕发射红色和红外光谱区域中的辐射的LED 61。在测量期间，从LED 61顺序发射的红色和红外辐射照射患者的胸部中的下面的组织并从该组织反射，并由光电检测器阵列62检测该辐射。检测到的辐射由流过下面的组织中的毛细血管床的血液调节。利用中央感测/电子模块30中的电子器件处理所反射的辐射导致与红色和红外辐射相对应的PPG波形，该PPG波形如下所述被用于确定BP和SpO2。
贴片传感器10通常还包括三轴数字加速度计和温度传感器(图中未具体标识)，以分别测量三个时变运动波形(沿x、y和z轴)和TEMP值。
更具体地是参考图2B，中央感测/电子模块30的顶侧包括磁性柱55，该磁性柱55连接到位于处于光学传感器36顶部上的圆形的凸台56下方的反向极化磁体(图中未示出)。当贴片传感器10被存储且不被使用时，磁性柱55连接到该圆形的凸台56。
图3A、图3B和图4更详细地示出了光学传感器36。如上所述，传感器36的特征在于光学系统60，该光学系统60具有围绕发射红色和红外辐射的双波长LED 61的圆形的光电检测器62阵列(图中示出了六个特有的检测器，但是该数量能够在三个和九个光电检测器之间)。以薄
Figure BDA0002906971030000131
膜65为特征的加热元件被粘附到光学传感器36的底表面，该薄
Figure BDA0002906971030000132
膜具有以蛇形图案布置的嵌入的电导体。也能够使用其它图案的电导体。
Figure BDA0002906971030000133
膜65的特征在于切口部分，该切口部分使由发光二极管61发射并在辐射从患者的皮肤反射之后被光电检测器62检测到的辐射通过。薄
Figure BDA0002906971030000141
膜65上的突片部分67折叠起来，所以它能够插入到玻璃纤维电路板80上的连接器74中。该玻璃纤维电路板80支撑光电检测器阵列62和LED 61，并提供与它们的电连接。在使用期间，在贴片传感器10上运行的软件控制玻璃纤维电路板80上的电源管理电路，以向薄
Figure BDA0002906971030000142
膜65内的嵌入的导体施加电压，从而使电流通过它们。嵌入的导体的电阻导致薄膜65逐渐升温并使下面的组织变暖。所施加的热量增加了对组织的灌注(即，血液流动)，这又提高了PPG波形的信噪比。这在图8A和图8B中示出，图8A示出了在施加热量之前所测量得到的PPG波形，图8B示出了在利用
Figure BDA0002906971030000143
膜65施加热量之后所测量得到的PPG波形。正如从图中可以清楚地看出的那样，热量增加了光学传感器36下面的灌注。这又极大地提高了PPG波形中的心跳引起的脉搏的信噪比。这对于贴片传感器的光学测量是重要的，因为从胸部测量得到的PPG波形的信噪比通常比为从脉搏血氧计所使用的典型部位(例如，手指、耳垂和额头)测量得到的类似波形弱10至100倍。具有改进的信噪比的PPG波形通常改进由贴片传感器10进行的BP测量和SpO2测量的精度。玻璃纤维电路板80还包括与电源管理电路集成一起的温度传感器76，从而允许软件以闭环方式运行，以仔细控制和调整所施加的温度。在此，“闭环方式”是指软件分析PPG波形中的心跳引起的脉搏的幅值，并且如果需要的话，则增加施加到
Figure BDA0002906971030000144
膜65的电压，以增加其温度，并且最大化PPG波形中的心跳引起的脉搏。通常，温度被调节为处于41℃至42℃之间的水平，这已被证明不会损坏下面的组织，并且也被美国食品和药物管理局(Food and Drug Administration，FDA)认为是安全的。
以顶部部分53和底部部分70为特征的塑料外壳44封围玻璃纤维电路板80。底部部分70还支撑
Figure BDA0002906971030000145
膜65、具有使光辐射穿过的切口部分86，并且包括连接到顶部部分53上的配对部件的一对卡扣84、85。顶部部分还包括封围电极引线47、48的一对“翼部”，这些电极引线在使用期间连接到将光学传感器36固定到患者的一次性粘性电极(图中未示出)。这些电极引线47、48还测量用于ECG测量和IPG测量的电信号。顶部部分53还包括机械应变消除器68，该机械应变消除器68支撑将光学传感器36连接到中央感测/电子模块30的线缆34。
贴片传感器10通常测量处于相对较高频率(例如，250Hz)下的波形。运行固件的内部微处理器用计算算法处理所述波形，从而以大约每分钟一次的频率生成生命体征和血液动力学参数。算法的示例在以下共同待审和已公告的专利中描述，这些专利的内容通过引用结合于此：于2015年12月18日提交的美国专利序列号14/975,646“颈戴式生理监测器(NECK-WORN PHYSIOLOGICAL MONITOR)”、于2014年8月21日提交的美国专利序列号14/184,616“项链形生理监测器(NECKLACE-SHAPED PHYSIOLOGICAL MONITOR)”和于2014年7月3日提交的美国专利序列号14/145,253“用于表征具有心力衰竭的患者的身体穿戴传感器(CHARACTERIZING PATIENTS WITH HEART FAILURE)”。
图1、图2A、图2B、图3A、图3B和图4中所示的贴片传感器10被设计用以当被部署在患者上时最大化舒适度并减少“线缆杂乱”，而同时优化其测量的ECG波形、IPG波形、PPG波形和PCG波形，以确定生理参数，诸如HR、HRV、BP、SpO2、RR、TEMP、FLUIDS、SV和CO。第一柔性橡胶垫圈38和第二柔性橡胶垫圈51允许传感器10在患者的胸部上弯曲，从而提高舒适度。中央感测/电子模块30将第一对电极引线41、42定位在心脏上方，在那里，生物电信号通常较强，而线缆连接的光学传感器36将第二对电极引线47、48定位在肩部附近，在那里，它们与第一对电极引线之间有较大的间隔。如上所述，该构造导致理想的ECG波形和IPG波形。声学模块32被定位在患者的心脏的正上方，并且包括多个声学传感器45、46，以优化PCG波形和其中指示的心音。并且，光学传感器被定位在肩部附近，其中下面的毛细血管床通常导致具有良好信噪比的PPG波形，尤其是当通过传感器的加热元件增加灌注时。
该贴片传感器的设计也允许它舒适地配合男性患者和女性患者两者。其胸部穿戴式构造的附加益处是减少了运动伪影，这些运动伪影可能使波形失真，并导致报告生命体征和血液动力学参数的错误值。这部分因为如下事实：在日常活动期间，胸部的移动通常少于手和手指，并且随后的伪影减少最终提高了所测量的患者的参数的精度。
2.使用案例
如图5中所示，在优选实施例中，根据本发明的贴片传感器10被设计用以在住院期间监测患者12。通常，患者12位于病床11上。如上所指示的那样，在典型使用案例中，贴片传感器10连续测量数值和波形数据，并且然后将该信息无线发送(如箭头77所指示的那样)到网关22，该网关22能够是许多不同的设备。例如，网关22能够是运行短程无线(例如，蓝牙
Figure BDA0002906971030000161
)无线传输器的任何设备，例如，移动电话、平板计算机、生命体征监测器、中心站(例如，医院中的护理站)、病床、“智能”电视机、单板计算机或简单的插入式单元。网关22从贴片传感器10向基于云的软件系统200无线发送信息(如箭头87所指示的那样)。通常，这是利用无线蜂窝无线电或基于802.11a-g协议的无线电来进行的。在那里，信息能够被各种不同的软件系统(诸如，EMR、第三方软件系统或数据分析引擎)消耗和处理。
在另一实施例中，传感器收集数据，并且然后将所述数据存储在内部存储器中。然后，所述数据能够在以后以无线方式发送(例如，发送到基于云的系统、EMR或中心站)。例如，在这种情况下，网关22能够包括内部蓝牙收发器，其顺序地且自动地与附接到充电站的每个传感器配对。一旦在使用期间收集的所有数据都被上传，则网关然后就与附接到充电站的另一传感器配对，并重复该过程。这种情况持续一直到来自每个传感器的数据被下载为止。
在其它实施例中，贴片传感器能够被用于测量走动的患者、在医院、诊所或家中接受透析的患者、或在医疗诊所等待看病的患者。在此，贴片传感器能够实时传输信息，或者将该信息存储在存储器中，以用于在以后进行传输。
3.确定无袖带式血压
贴片传感器通过集中处理时变ECG波形、IPG波形、PPG波形和PCG波形来确定BP，如图6A至图6E中所示。每个波形的典型特征在于心跳引起的“脉搏”，该脉搏以某种方式受BP影响。更具体地说是，在贴片传感器上运行的嵌入式固件利用“心跳选取(beatpicking)”算法处理这些波形中的脉搏，以确定与每次脉搏的特征相对应的基准标记；然后用算法处理这些标记(如下所述)，以确定BP。在图6A至图6E中，ECG波形、IPG波形、PPG波形和PCG波形内的脉搏的基准标记用“×”符号指示。
由贴片传感器测量得到的ECG波形在图6A中示出。它包括心跳引起的QRS综合波，该QRS综合波非正式地标记每个心搏周期的开始。图6B示出了PCG波形，该PCG波形利用声学模块测量并且其特征在于S1心音和S2心音。图6C示出了PPG波形，该PPG波形由光学传感器测量并且指示由心跳引起的血液流动导致的下面的毛细血管的体积变化。IPG波形包括DC(Z0)分量和AC(dZ(t))分量两者：Z0通过测量下面的电阻抗来指示胸腔中的流体的量，并表示IPG波形的基线；dZ(t)(其在图6D中示出)跟踪胸部脉管系统中的血液流动，并表示IPG波形的脉动分量。dZ(t)的时变导数(dZ(t)/dt)包括明确限定的波峰，该波峰指示胸部脉管系统中的血液流动的最大速率，并且在图6E中被示出。
ECG波形中的每个脉搏(图6A)的特征在于描绘单次心跳的QRS综合波。在贴片传感器上的固件中运行的特征检测算法计算QRS综合波和其余波形中的每一个波形上的基准标记之间的时间间隔。例如，将PPG波形(图6C)中的脉搏的“底部”和QRS综合波分开的时间被称为PAT。PAT与BP和全身血管阻力有关。在测量期间，贴片传感器计算PAT和VTT，该VTT是除ECG以外的波形中的基准标记之间的时间差，例如PCG波形(图6B)中的脉搏的S1点或S2点和PPG波形(图6C)的底部。或者dZ(t)/dt波形(图6E)中的脉搏的波峰和PPG波形(图6C)的底部。一般而言，根据除了ECG的波形确定的任何一组时变基准点都能够被用以确定VTT。总的来说，从四个生理波形中的脉搏提取的PAT、VTT和其它时变参数在这里被称为“INT”值。附加地是，贴片传感器中的固件计算关于所述波形中的一些中波形的心跳引起的脉搏的幅值的信息；这些在本文被称为“AMP”值。例如，IPG波形的AC分量的导数中的脉搏的幅值(如图6E所示的(dZ(t)/dt)max)指示胸动脉的体积膨胀和向前血液流动，并且与SYS和心脏的收缩性相关。
用于计算SYS和DIA的一般模型包括从由贴片传感器测量得到的四个生理波形提取INT值和AMP值的集合。例如，图7A至图7F示出了可能与BP相关的不同INT值和AMP值。INT值包括将R与来自PCG波形中的脉搏的S2分开的时间(RS2，如图7A中所示)、将R与来自IPG波形的AC分量的脉搏的导数的基数分开的时间(RB，图7B)；将R与来自PPG波形中的脉搏的底部分开的时间(PAT，图7D)；以及将R与来自IPG波形的AC分量的脉搏的导数的最大值分开的时间(RC，图7E)。AMP值包括来自IPG波形的AC分量的脉搏的导数的最大值((dZ(t)/dt)max，图7C)；以及IPG波形的DC分量的最大值(Z0，图7F)。这些参数中的任一个参数可以结合下面定义的校准使用，以确定血压。
根据本发明的用于确定BP的方法涉及首先在一较短的初始时段期间校准BP测量，并且然后将所得到的校准结果用于随后的测量。校准过程通常持续约5天。它涉及利用基于袖带的BP监测器采用示波法对患者进行多次(例如，2至4次)测量，同时收集像图7A至图7F中所示的那些的INT值和AMP值。每个基于袖带的测量导致单独的SYS、DIA和MAP的值。在实施例中，所述基于袖带的BP测量中的一个测量与改变患者的BP的“挑战事件”(例如挤压手柄、改变姿势或抬起他们的腿)一致。挑战事件通常引起校准测量值的变化；这能有助于提高校准跟踪BP波动的能力。通常，贴片传感器和基于袖带的BP监测器彼此无线通信；这允许校准过程完全自动化，例如，两个系统之间的信息能够在无需任何用户输入的情况下自动共享。处理INT值和AMP值(例如，使用图9中所示并在下面更详细地描述的方法)导致“BP校准”。这包括SYS和DIA的初始值(这些初始值通常从利用基于袖带的BP监测器进行的多次测量中平均得到)以及一个特定于患者的模型，该模型与所选择的INT值和AMP值结合使用，以便以无袖带的方式确定患者的血压。校准时段(约5天)与常规住院时间一致；此后，贴片传感器通常需要进行新的校准，以确保精确的BP测量。
图9是指示如何确定BP校准以及然后如何使用BP校准计算无袖带BP值的流程图。该过程开始于收集校准数据(步骤150)，该校准数据包括SYS值和DIA的值。这些数据与每次测量的INT值和AMP值一起被收集起来。通常，该过程重复四次，其中一个实例与挑战事件一致，如上所述。通过使用在贴片传感器上运行的嵌入式固件，校准数据然后与多个线性模型进行“拟合”(步骤151)，以确定哪个单独的INT值和AMP值最佳地预测患者的SYS值和DIA值，如用基于袖带的血BP监测器测量得到的那样。在此，术语“拟合”是指使用迭代算法(诸如，Levenberg-Marquardt(LM)拟合算法)处理INT/AMP值，以估计校准数据。LM算法也称为阻尼最小二乘法(damped least-square，DLS)，并且被用于解决非线性最小二乘问题。这些最小化问题尤其出现在最小二乘曲线拟合中。使用LM算法选择的INT值和AMP值是在拟合数据和校准数据之间产生最小误差的那些值(步骤152)；在此，误差能够是拟合的“残差”，或者替代性地是拟合数据和所计算出来的数据之间的均方根误差(root-mean squared error，RMSE)。通常，利用该过程选择两个理想的INT/AMP值。一旦被选择出来，则这两个理想的INT/AMP值然后被组合成单个的双参数线性模型，该模型然后被用以再次拟合校准数据(步骤153)。从该拟合过程确定的拟合系数连同从校准数据确定的SYS和DIA的平均初始值代表BP校准(步骤154)。该过程对于SYS和DIA是独立进行的，这意味着一组INT/AMP值可以被用于SYS的BP校准，并且另一组被用于DIA的BP校准。
一旦被确定下来，则BP校准然后继续被用于计算无袖带BP值。具体来说，对于校准后的无袖带测量，从时变ECG波形、IPG波形、PPG波形和PCG波形测量所选择的INT/AMP值(总共2个)。这些值然后在线性模型中与BP校准(拟合系数与SYS和DIA的平均初始值)结合，然后被用于计算BP(步骤155)。
4.临床结果
图10中所示的表170指示了该方法对SYS和DIA两者的有效性。表中的数据是使用通过对21名受试者进行的为期3天的临床研究收集得到的。总的来说，该临床研究是从2017年12月开始在大圣地亚哥地区的单个研究站点、在两周的时段内进行的。所有的测量是在受试者以仰卧位躺在病床上时进行的。在研究的第一天(第1天)使用以上描述的和图9中所示的方法为每个受试者确定BP校准。一旦BP校准被确定下来，就解散受试者，并且然后该受试者在2天后(第3天)返回，以用于进行无袖带BP测量。第1天的BP校准与所选择的INT/AMP值一起被用以确定第3天的无袖带BP值，其中在约2小时的时段内定期进行10次测量，所有测量均在受试者以仰卧位躺下时进行。对于大多数受试者来说，10次测量中的至少一次测量的特征在于挑战事件(如上所述)，该挑战事件通常会提高受试者的BP。并且，对于这10次测量中的每一次测量，无袖带BP值与用“黄金标准技术”测量得到的参考BP值进行比较，该黄金标准技术在这种情况下是临床医生使用称为听诊(其使用基于袖带的血压计进行)的技术测量血压。
表170包括以下各列：
第1列–受试者编号
第2列–SYS的最大参考值(单位mmHg)
第3列–SYS的参考值的范围(单位mmHg)
第4列–根据第3天测量得到的SYS的参考值和无袖带值之间的差值计算的标准差(总共10次测量，单位mmHg)
第5列–根据第3天测量得到的SYS的参考值和无袖带值之间的差值计算的偏差(总共10次测量，单位mmHg)
第6列–SYS的无袖带测量中使用的所选择的INT/AMP值
第7列–DIA的最大参考值(单位mmHg)
第8列–DIA的参考值的范围(单位mmHg)
第9列–根据第3天测量得到的DIA的参考值和无袖带值之间的差值计算的标准差(总共10次测量，单位mmHg)
第10列–根据第3天测量得到的DIA的参考值和无袖带值之间的差值计算的偏差(总共10次测量，单位为mmHg)
第11列–DIA的无袖带测量中使用的所选择的INT/AMP值
如表170中所示，根据第3天测量得到的SYS参考值和无袖带值之间的差值计算的平均标准差和偏差分别为7.0mmHg和0.6mmHg。DIA的相对应的值分别为6.2mmHg和-0.4mmHg。这些值在由美国FDA推荐的那些值(标准差小于8mmHg，偏差小于±5mmHg)的范围内，并且因此指示本发明的无袖带BP测量具有合适的精确度。
5.替代性实施例
本文描述的贴片传感器能够具有不同于图1中所示的形状因数的形状因数。例如，图11示出这样的替代性实施例。与上述优选实施例一样，图11中的贴片传感器210的特征在于两个主要部件：穿戴在患者的胸部的中心附近的中央感测/电子模块230，以及穿戴在患者的左肩附近的光学传感器236。电极引线241、242测量ECG波形和IPG波形的生物电信号，并将中央感测/电子模块230固定到患者12，类似于上述方式。柔性的包含导线的线缆234连接中央感测/电子模块230和光学传感器236。在这种情况下，中央感测/电子模块230的特征在于大致矩形形状，而不是图1中所示的大致圆形的形状。光学传感器236包括两个电极引线247、248，所述两个电极引线连接到粘性电极并帮助将贴片传感器210(以及特别是光学传感器236)固定到患者12。远端电极引线248通过铰接臂245连接到光学传感器，该铰接臂245允许光学传感器在患者的肩部附近进一步向外延伸，从而增加光学传感器与中央感测/电子模块230的间隔。
中央感测/电子模块230的特征在于两个“半部”239A、239B，每个半部容纳由柔性橡胶垫圈238分开的感测部件和电子部件。中央感测/电子模块230连接声学模块232，该声学模块232被定位在患者的心脏的正上方。通常由
Figure BDA0002906971030000221
制成的、带有嵌入的电迹线的柔性电路(图中未示出)连接中央感测/电子模块230的两个半部239A、239B内的玻璃纤维电路板(图中也未示出)。
电极引线241、242、247、248形成两对引线，其中引线241、247中的一个引线注入电流，以测量IPG波形，并且另一引线242、248感测生物电信号，然后由中央感测/电子模块230中的电子器件处理该生物电信号，以确定ECG波形和IPG波形。
声学模块232包括一个或多个固态声学麦克风(图中未示出，但类似于图1中所示的固态声学麦克风)，所述一个或多个固态声学麦克风测量患者12的心音。光学传感器236通过柔性线缆234附接到中央感测/电子模块30，并且其特征在于光学系统(图中也未示出，但是类似于图1中所示的光学系统)，该光学系统包括以圆形的图案布置的光电检测器阵列，该光电检测器阵列围绕发射红色和红外光谱区域中的辐射的LED。在测量期间，从LED顺序发射的红色和红外辐射照射患者的胸部中的下面的组织并从该组织反射，并由光电检测器阵列检测。
在其它实施例中，第一心音或第二心音(或两者)的幅值被用于预测血压。血压通常随着心音的幅值以线性方式增加。在实施例中，描述该线性关系的通用校准可以被用于将心音幅值转换成血压的值。例如，这种校准可以根据对大量受试者进行的临床试验中收集的数据来确定。在此，描述血压和心音幅值之间关系的数值系数通过拟合在所述试验期间确定的数据来确定。这些系数和线性算法被编码到传感器中，以用于在实际测量期间施用。替代性地是，能够通过在进行实际测量的校准测量期间测量参考血压值和对应的心音幅值来确定患者特定的校准。然后，来自校准测量的数据能够如上所述进行拟合，以确定患者特定的校准，然后继续使用该校准，以将心音转换成血压值。
第一心音和第二心音两者通常都是由声音频率的集合或“包”组成的。因此，当在时域中测量时，心音的特征通常在于所述包内的许多紧密堆叠的振荡。这能够使得测量心音的幅值变得复杂，因为不存在明确限定的波峰。为了更好地表征幅值，能够使用信号处理技术来绘制心音周围的包络线，并且然后测量该包络线的幅值。用于进行这一点的一种众所周知的技术是使用香农能量包络图(E(t))(Shannon Energy Envelogram)，其中E(t)内的每个数据点被如下所示的那样计算：
Figure BDA0002906971030000231
其中N是E(t)的窗口大小。在实施例中，也能够使用用于确定心音的包络线的其它技术。
一旦计算出包络线，就能够使用标准技术来确定其幅值，诸如获取时变导数并评估过零点。通常，在使用它来计算血压之前，通过将其除以从较早的心音(例如，在校准期间测量得到的心音)测量得到的初始幅值的值，将该幅值转换成归一化幅值。归一化幅值意味着幅值的相对变化被用以计算血压；这通常会导致更精确的测量。
在其它实施例中，可以使用外部设备来确定声学传感器联接到患者的程度。例如，这种外部设备可以是压电“蜂鸣器”或类似装置，其生成声学声音并被结合到声学传感器附近的基于贴片的传感器中。在测量之前，蜂鸣器以已知的幅值和频率生成声学声音。声学传感器测量该声音，并且然后将其幅值(或频率)与其它历史测量进行比较，以确定声学传感器联接到患者的程度。例如，相对较低的幅值指示传感器联接不良。这种场景可能导致警告用户应重新施加传感器的警报。
在其它替代性实施例中，本发明可以使用各种算法来找出INT值和AMP值，并且然后处理这些值，以确定BP和其它生理参数。例如，为了提高IPG波形、PCG波形和PPG波形中的脉搏的信噪比，在贴片传感器上运行的嵌入式固件能够运行称为“跳动叠加(beatstacking)”的信号处理技术。例如，利用跳动叠加，从来自IPG波形的多个(例如，七个)接连的脉搏计算平均脉搏(例如，Z(t))，这些脉搏通过分析ECG波形中对应的QRS综合波来描绘，并且然后被一起平均。然后，在7个样本的窗口上计算Z(t)的导数——dZ(t)/dt。计算Z(t)的最大值，并将其用作[dZ(t)/dt]max的位置的边界点。这个参数被如上所述地使用。一般而言，跳动叠加能够被用以确定上述INT/AMP值中的任何一个值的信噪比。
在其它实施例中，能够修改由图9中所示的流程图所指示的BP校准过程。例如，它可以选择多于两个的INT/AMP值，以用于多参数线性拟合过程。并且，可以用少于或多于四个基于袖带的BP测量值来计算BP校准数据。在又一些其它实施例中，非线性模型(例如，使用多项式或指数函数的模型)可以被用以拟合校准数据。
在又一些实施例中，能够使用灵敏的加速度计来代替声学传感器，以测量由患者的下面的跳动的心脏驱动的胸部的小规模的震动运动。这种波形被称为震动心动图(seismocardiogram，SCG)，并且能够被用来代替(或配合)PCG波形。‘
以下是本发明的优选实施例：
实施例1.一种用于测量来自患者的血管容积图(PPG)波形的传感器，该传感器包括：
外壳，该外壳被完全穿戴在患者的胸部上；
加热元件，该加热元件被附接到外壳的底表面，使得当该外壳被穿戴在患者的胸部上时，所述加热元件接触并加热患者的胸部的区域；
光学系统，该光学系统位于外壳的底表面并靠近加热元件，光学系统包括光源，该光源被构造用以生成照射患者的胸部的区域的光辐射；
温度传感器，该温度传感器与加热元件直接接触；
闭环温度控制器，该闭环温度控制器被包括在外壳内并与加热元件和温度传感器电接触，该闭环温度控制器被配置用以接收来自温度传感器的信号，并作为响应，控制由加热元件生成的热的量；以及
光电检测器，该光电检测器被光学系统包括并被配置用以通过检测在患者的胸部的区域被加热元件加热之后从患者的胸部的区域反射的辐射而生成PPG波形。
实施例2.根据实施例1的传感器，其中所述加热元件包括电阻加热器。
实施例3.根据实施例2的传感器，其中所述电阻加热器是柔性膜。
实施例4.根据实施例3的传感器，其中所述电阻加热器包括一组电迹线，该一组电迹线被构造成当电流通过它们时温度升高。
实施例5.根据实施例3的传感器，其中所述柔性膜是聚合材料。
实施例6.根据实施例5的传感器，其中所述聚合材料包括
Figure BDA0002906971030000261
实施例7.根据实施例2的传感器，其中所述闭环温度控制器包括向电阻加热器施加电势差的电路。
实施例8.根据实施例7的传感器，其中所述闭环温度控制器包括微处理器，该微处理器被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的所述电势差。
实施例9.根据实施例8的传感器，其中所述微处理器包括计算机代码，该计算机代码被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的电势差，使得电阻加热器的温度在40℃至45℃之间。
实施例10.根据实施例3的传感器，其中所述柔性膜包括开口，该开口使由光源生成的光辐射透过，使得该光辐射照射患者的胸部的布置在外壳下方的区域。
实施例11.根据实施例3的传感器，其中所述柔性膜包括开口，该开口使从患者的胸部的区域反射的光辐射透过，使得该光辐射被光电检测器接收。
实施例12.根据实施例1的传感器，其中单独外壳还包括心电图(ECG)传感器。
实施例13.根据实施例12的传感器，其中各自均被构造用以接纳电极的一组电极引线连接到外壳并电连接到ECG传感器。
实施例14.根据实施例13的传感器，其中第一电极引线被连接到外壳的一侧，并且第二电极引线被连接到外壳的相对的那一侧。
实施例15.根据实施例12的传感器，其中ECG传感器从第一电极引线和第二电极引线中的至少一个电极引线接收ECG信号，并且作为响应，处理该ECG信号，以确定ECG波形。
实施例16.一种用于测量来自患者的血管容积图(PPG)波形的传感器，该传感器包括：
外壳，该外壳被完全穿戴在患者的胸部上；
加热元件，该加热元件被附接到外壳的底表面，使得当外壳被穿戴在患者的胸部上时，加热元件接触并加热患者的胸部的区域；
温度传感器，该温度传感器与加热元件直接接触；
闭环温度控制器，该闭环温度控制器被包括在外壳内并与加热元件和温度传感器电接触，该闭环温度控制器被配置用以接收来自温度传感器的信号，并作为响应，控制由加热元件生成的热的量；以及
光学系统，该光学系统被外壳包括并且被定位成靠近加热元件，该光学系统包括光源和光电检测器，该光源被构造用以生成照射患者的胸部的区域的光辐射，该光电检测器被配置用以通过检测在患者的胸部的区域被加热元件加热之后从该区域反射的辐射来生成PPG波形。
实施例17.根据实施例16的传感器，其中所述加热元件包括电阻加热器。
实施例18.根据实施例17的传感器，其中所述电阻加热器是柔性膜。
实施例19.根据实施例18的传感器，其中所述电阻加热器包括一组电迹线，该一组电迹线被构造成当电流通过它们时温度升高。
实施例20.根据实施例18的传感器，其中所述柔性膜是聚合材料。
实施例21.根据实施例20的传感器，其中所述聚合材料包括
Figure BDA0002906971030000281
实施例22.根据实施例17的传感器，其中所述闭环温度控制器包括向电阻加热器施加电势差的电路。
实施例23.根据实施例22的传感器，其中所述闭环温度控制器包括微处理器，该微处理器被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的所述电势差。
实施例24.根据实施例23的传感器，其中所述微处理器包括计算机代码，该计算机代码被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的所述电势差，使得电阻加热器的温度在40℃至45℃之间。
实施例25.根据实施例18的传感器，其中所述柔性膜包括第一开口，该第一开口使由光源生成的光辐射透过，使得该光辐射照射患者的胸部的布置在外壳下方的区域。
实施例26.根据实施例18的传感器，其中所述柔性膜包括第二开口，该第二开口使从患者胸部的区域反射的光辐射透过，使得光辐射被光电检测器接收。
实施例27.根据实施例16的传感器，其中所述外壳还包括心电图(ECG)传感器。
实施例28.根据实施例27的传感器，其中各自均被构造用以接纳电极的一组电极引线连接到外壳并电连接到ECG传感器。
实施例29.根据实施例28的传感器，其中第一电极引线被连接到外壳的一侧，并且第二电极引线被连接到外壳的相对的那一侧。
实施例30.根据实施例28的传感器，其中所述ECG传感器从第一电极引线和第二电极引线中的至少一个电极引线接收ECG信号，并且作为响应，处理ECG信号，以确定ECG波形。
实施例31.一种用于测量来自患者的血管容积图(PPG)波形和心电图(ECG)波形的传感器，该传感器包括：
外壳，该外壳被完全穿戴在患者的胸部上；
加热元件，该加热元件被附接到外壳的底表面，使得当该外壳被穿戴在患者的胸部上时，所述加热元件接触并加热患者的胸部的区域；
温度传感器，该温度传感器与加热元件直接接触；
光学系统，该光学系统被外壳包括，该光学系统包括光源和光电检测器，该光源被构造用以生成在患者的胸部的区域被加热元件加热之后照射患者的胸部的区域的光辐射，该光电检测器被配置用以通过检测从该区域反射的辐射来生成PPG波形；
ECG传感器，该ECG传感器包括两个电极引线和ECG电路，该ECG电路被配置用以在传感器被患者穿戴时从电极引线接收信号，并且在处理信号之后，生成ECG波形；
处理系统，该处理系统包括软件系统，该软件系统被配置用以分析ECG波形，以识别被包括在ECG波形中的第一基准标记，并且基于第一基准标记识别被包括在PPG波形中的第二基准标记；以及
闭环温度控制器，该闭环温度控制器被包括在外壳内并与加热元件、温度传感器和处理系统电接触，该闭环温度控制器被配置用以：1)从温度传感器接收第一信号；2)从处理系统接收与第二基准标记相对应的第二信号；3)集中处理第一信号和第二信号，以生成控制参数；以及4)基于控制参数控制由加热元件生成的热的量。
实施例32.根据实施例31的传感器，其中包括在处理系统内的软件系统被配置用以确定由ECG波形包括的第一基准标记，该第一基准标记是以下项中的一个：QRS幅值、Q点、R点、S点和T波。
实施例33.根据实施例31的传感器，其中包括在处理系统内的软件系统被配置用以确定第二基准标记，该第二基准标记是以下项中的一个：PPG波形的一部分的幅值、PPG波形的一部分的底部(foot)以及PPG波形的数学导数的最大幅值。
实施例34.根据实施例31的传感器，其中第一电极引线被连接到外壳的一侧，并且第二电极引线被连接到外壳的相对的那一侧。
实施例35.根据实施例34的传感器，其中所述外壳是实心的整体构造，并且包括电极引线和光学传感器两者。
实施例36.根据实施例34的传感器，还包括第一线缆和第二线缆，其中，所述第一线缆将第一电极引线连接到外壳，并且所述第二线缆将第二电极引线连接到外壳。
实施例37.根据实施例31的传感器，还包括单电极贴片，该单电极贴片包括被配置用以附接到第一电极引线的第一电极区域、被配置为用以附接到第二电极引线的第二电极区域以及被构造用以使由光学传感器生成的光辐射透过的开口。
实施例38.根据实施例31的传感器，其中闭环温度控制器包括可调电压源，并且被配置用以通过调整该电压源来控制由加热元件生成的热的量。
实施例39.根据实施例38的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以通过调整由电压源生成的电压的幅值来控制由加热元件生成的热的量。
实施例40.根据实施例38的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以通过调整由电压源生成的电压的频率来控制由加热元件生成的热的量。
实施例41.根据实施例38的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的信号，使得电阻加热器的最终温度在40℃至45℃之间。
实施例42.根据实施例31的传感器，其中所述加热元件包括电阻加热器。
实施例43.根据实施例42的传感器，其中所述电阻加热器是柔性膜。
实施例44.根据实施例43的传感器，其中所述电阻加热器包括一组电迹线，该一组电迹线被配置成当电流通过它们时温度升高。
实施例45.根据实施例43的传感器，其中所述柔性膜是聚合材料。
实施例46.根据实施例45的传感器，其中所述聚合材料包括
Figure BDA0002906971030000311
实施例47.根据实施例31的传感器，其中所述加热元件是金属材料。
实施例48.根据实施例31的传感器，其中所述加热元件是电磁辐射源。
实施例49.一种用于测量来自患者的血管容积图(PPG)波形和心电图(ECG)波形的传感器，该传感器包括：
外壳，该外壳被完全穿戴在患者的胸部上；
加热元件，该加热元件被附接到外壳的底表面，使得当外壳被穿戴在患者的胸部上时，该加热元件接触并加热患者胸部的区域；
温度传感器，该温度传感器与加热元件直接接触；
光学系统，该光学系统被外壳包括并且包括光源和光电检测器，该光源被构造用以生成照射患者的胸部的区域的光辐射，该光电检测器被配置用以通过检测在患者的胸部的区域被加热元件加热之后从该区域反射的辐射来生成PPG波形；
ECG传感器，该ECG传感器包括两个电极引线和ECG电路，该ECG电路被配置用以当传感器被患者穿戴时从电极引线接收信号，并且在处理信号之后，生成ECG波形；
处理系统，该处理系统包括被配置用以集中分析ECG波形和PPG波形并作为响应生成控制参数的软件系统；以及
闭环温度控制器，该闭环温度控制器被包括在外壳内并与加热元件、温度传感器和处理系统电接触，该闭环温度控制器被配置用以接收控制参数，并作为响应，控制由加热元件生成的热的量。
实施例50.根据实施例49的传感器，其中包括在处理系统内的软件系统被配置用以确定由ECG波形包括的第一基准标记，该第一基准标记是以下项中的一个：QRS幅值、Q点、R点、S点和T波。
实施例51.根据实施例49的传感器，其中包括处理系统内的软件系统被配置用以确定第二基准标记，该第二基准标记是以下项中的一个：PPG波形的一部分的幅值、PPG波形的一部分的底部(foot)以及PPG波形的数学导数的最大幅值。
实施例52.根据实施例49的传感器，其中第一电极引线被连接到外壳的一侧，并且第二电极引线被连接到外壳的相对的那一侧。
实施例53.根据实施例52的传感器，其中所述外壳是实心的整体构造，并且包括电极引线和光学传感器两者。
实施例54.根据实施例52的传感器，还包括第一线缆和第二线缆，其中，该第一线缆将第一电极引线连接到外壳，并且该第二线缆将第二电极引线连接到外壳。
实施例55.根据实施例49的传感器，还包括单电极贴片，该单电极贴片包括被配置用以附接到第一电极引线的第一电极区域、被配置为用以附接到第二电极引线的第二电极区域以及被构造用以使由光学传感器生成的光辐射透过的开口。
实施例56.根据实施例49的传感器，其中所述闭环温度控制器包括可调电压源，并且被配置用以通过调整该电压源来控制由加热元件生成的热的量。
实施例57.根据实施例56的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以通过调整由电压源生成的电压的幅值来控制由加热元件生成的热的量。
实施例58.根据实施例56的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以通过调整由电压源生成的电压的频率来控制由加热元件生成的热的量。
实施例59.根据实施例56的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的信号，使得电阻加热器的最终温度在40至45℃之间。
实施例60.根据实施例49的传感器，其中所述加热元件包括电阻加热器。
实施例61.根据实施例60的传感器，其中所述电阻加热器是柔性膜。
实施例62.根据实施例61的传感器，其中所述电阻加热器包括一组电迹线，该一组电迹线被配置成当电流通过它们时温度升高。
实施例63.根据实施例61的传感器，其中所述柔性膜是聚合材料。
实施例64.根据实施例63的传感器，其中所述聚合材料包括
Figure BDA0002906971030000341
实施例65.根据实施例49的传感器，其中所述加热元件是金属材料。
实施例66.根据实施例49的传感器，其中所述加热元件是电磁辐射源。
实施例67.一种用于测量来自患者的血管容积图(PPG)波形和心电图(ECG)波形以及血氧(SpO2)值的传感器，该传感器包括：
外壳，该外壳被完全穿戴在患者的胸部上；
加热元件，该加热元件被附接到外壳的底表面，使得当外壳被穿戴在患者的胸部上时，该加热元件接触并加热患者的胸部的区域；
温度传感器，该温度传感器与加热元件直接接触；
被外壳包括的光学系统，该光学系统包括：光源，该光源被构造用以生成红色光谱区域和红外光谱区域两者中的光辐射，该光学传感器被定向在外壳内，使得光辐射照射患者的胸部的区域；以及光电检测器，该光电检测器被配置用以通过检测在患者的胸部的区域被加热元件加热之后从该区域反射的红色光谱区域中的光辐射来生成红色PPG波形，该光电检测器还被配置用以通过检测在患者的胸部的区域被加热元件加热之后从该区域反射的红外光谱区域中的光辐射来生成红外PPG波形；
ECG传感器，该ECG传感器包括两个电极引线和ECG电路，该ECG电路被配置成当传感器被患者穿戴时从电极引线接收信号，并且在处理信号之后，生成ECG波形；
处理系统，该处理系统包括软件系统，该软件系统被配置用以分析ECG波形，以识别被包括在ECG波形中的第一基准标记，并且基于该第一基准标记，识别被包括在红色PPG波形中的第一组基准标记和被包括在红外PPG波形中的第二组基准标记，该处理系统还被配置用以集中处理第一组基准标记和第二组基准标记，以生成SpO2值；以及
闭环温度控制器，该闭环温度控制器被包括在外壳内并与加热元件、温度传感器和处理系统电接触，该闭环温度控制器被配置用以：1)从温度传感器接收第一信号；2)从处理系统接收与第一组基准标记和第二组基准标记中的一组基准标记相对应的第二信号；3)集中处理第一信号和第二信号，以生成控制参数；以及4)基于控制参数控制由加热元件生成的热的量。
实施例68.根据实施例67的传感器，其中包括在处理系统内的软件系统被配置用以确定由ECG波形包括的第一基准标记，该第一基准标记是以下项中的一个：QRS幅值、Q点、R点、S点和T波。
实施例69.根据实施例67的传感器，其中包括在处理系统内的软件系统被配置用以确定第二基准标记，该第二基准标记是以下项中的一个：PPG波形的一部分的幅值、PPG波形的一部分的底部(foot)以及PPG波形的数学导数的最大幅值。
实施例70.根据实施例67的传感器，其中第一电极引线被连接到外壳的一侧，并且第二电极引线被连接到外壳的相对的那一侧。
实施例71.根据实施例70的传感器，其中所述外壳是实心的整体构造，并且包括电极引线和光学传感器两者。
实施例72.根据实施例70的传感器，还包括第一线缆和第二线缆，其中，该第一线缆将第一电极引线连接到外壳，并且该第二线缆将第二电极引线连接到外壳。
实施例73.根据实施例67的传感器，还包括单电极贴片，该单电极贴片包括被配置用以附接到第一电极引线的第一电极区域、被配置用以附接到第二电极引线的第二电极区域以及被构造用以使由光学传感器生成的光辐射透过的开口。
实施例74.根据实施例67的传感器，其中所述闭环温度控制器包括可调电压源，并且被配置用以通过调整该电压源来控制由加热元件生成的热的量。
实施例75.根据实施例74的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以通过调整由电压源生成的电压的幅值来控制由加热元件生成的热的量。
实施例76.根据实施例74的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以通过调整由电压源生成的电压的频率来控制由加热元件生成的热的量。
实施例77.根据实施例74的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的信号，使得电阻加热器的最终温度在40℃至45℃之间。
实施例78.根据实施例67的传感器，其中所述加热元件包括电阻加热器。
实施例79.根据实施例78的传感器，其中所述电阻加热器是柔性膜。
实施例80.根据实施例79的传感器，其中所述电阻加热器包括一组电迹线，该一组电迹线被配置成当电流通过它们时温度升高。
实施例81.根据实施例79的传感器，其中所述柔性膜是聚合材料。
实施例82.根据实施例81的传感器，其中所述聚合材料包括
Figure BDA0002906971030000373
实施例83.根据实施例67的传感器，其中由软件系统识别的第一组基准点的特征在于红色PPG波形的基线的幅值(RED(DC))和红色PPG波形内的心跳引起的脉搏的幅值(RED(AC))，并且其中由软件系统识别的第二组基准点的特征在于红外PPG波形的基线的幅值(IR(DC))和红外PPG波形内的心跳引起的脉搏的幅值(IR(AC))。
实施例84.根据实施例83的传感器，其中所述软件系统被配置用以通过使用以下等式分析RED(DC)、RED(AC)、IR(DC)和IR(AC)来根据比率(R)中的比率生成SpO2值：
Figure BDA0002906971030000371
实施例85.根据实施例84的传感器，其中所述软件系统被配置用以使用以下等式或其数学等同物根据R生成SpO2值：
Figure BDA0002906971030000372
其中，k1、k2、k3和k4是预定常数。
实施例86.一种用于测量来自患者的血氧(SpO2)值的传感器，该传感器包括：
加热元件，该加热元件被附接到完全穿戴在患者的胸部上的外壳的底表面，使得当该外壳被穿戴在患者的胸部上时，该加热元件接触并加热患者的胸部的区域；
光学系统，该光学系统被壳包括并且被定位成靠近加热元件，该光学系统包括：光源，该光源被构造用以生成红色光谱区域和红外光谱区域两者中的光辐射，该光学传感器被定向在外壳内，使得光辐射照射患者的胸部的区域；以及光电检测器，该光电检测器被配置用以通过检测在患者的胸部的区域被加热元件加热之后从该区域反射的红色光谱区域中的光辐射来生成红色血管容积图(PPG)波形，该光电检测器还被配置用以通过检测在患者的胸部的区域被加热元件加热之后从该区域反射的红外光谱区域中的光辐射来生成红外PPG波形；
处理系统，该处理系统包括软件系统，该软件系统被配置用以识别来自红色PPG波形的第一组基准标记和来自红外PPG波形的第二组基准标记，该处理系统还被配置用以集中处理第一组基准标记和第二组基准标记，以生成SpO2值；以及
闭环温度控制器，该闭环温度控制器被包括在外壳内并与加热元件和处理系统电接触，该闭环温度控制器被配置用以从处理系统接收与第一组基准标记和第二组基准标记中的一组基准标记相对应的信号；并且在集中处理信号之后，控制由加热元件生成的热的量。
实施例87.根据实施例86的传感器，其中包括在处理系统内的软件系统被配置用以确定第二基准标记，该第二基准标记是以下项中的一个：PPG波形的一部分的幅值、PPG波形的一部分的底部(foot)以及PPG波形的数学导数的最大幅值。
实施例88.根据实施例86的传感器，其中闭环温度控制器包括可调电压源，并且被配置用以通过调整电压源来控制由加热元件生成的热的量。
实施例89.根据实施例88的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以通过调整由电压源生成的电压的幅值来控制由加热元件生成的热的量。
实施例90.根据实施例88的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以通过调整由电压源生成的电压的频率来控制由加热元件生成的热的量。
实施例91.根据实施例88的传感器，其中所述闭环温度控制器被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的信号，使得电阻加热器的最终温度在40℃至45℃之间。
实施例92.根据实施例86的传感器，其中所述加热元件包括电阻加热器。
实施例93.根据实施例92的传感器，其中所述电阻加热器是柔性膜。
实施例94.根据实施例93的传感器，其中所述电阻加热器包括一组电迹线，该一组电迹线被配置成当电流通过它们时温度升高。
实施例95.根据实施例93的传感器，其中所述柔性膜是聚合材料。
实施例96.根据实施例95的传感器，其中所述聚合材料包括
Figure BDA0002906971030000391
实施例97.根据实施例20的传感器，其中由软件系统识别的第一组基准点的特征在于红色PPG波形的基线的幅值(RED(DC))和红色PPG波形内的心跳引起的脉搏的幅值(RED(AC))，并且其中由软件系统识别的第二组基准点的特征在于红外PPG波形的基线的幅值(IR(DC))和红外PPG波形内的心跳引起的脉搏的幅值(IR(AC))。
实施例98.根据实施例97的传感器，其中所述软件系统被配置用以通过使用以下等式分析RED(DC)、RED(AC)、IR(DC)和IR(AC)来根据比率(R)中的比率生成SpO2值：
Figure BDA0002906971030000401
实施例99.根据实施例98的传感器，其中所述软件系统被配置用以使用以下等式或其数学等同物来根据R生成SpO2值：
Figure BDA0002906971030000402
其中k1、k2、k3和k4是预定常数。
实施例100.一种用于测量来自患者的心电图(ECG)波形和心音图(PCG)波形的传感器，该传感器包括：
外壳，该外壳被完全穿戴在患者的胸部上，并封围传感器的电子部件和计算部件，该外壳包括：
一对电极接触点，该对电极接触点被布置在外壳的底表面上，并包括第一电极接触点和第二电极接触点，其中每个电极接触点被配置用以感测来自患者的生物电信号；
与该对电极接触点电接触的ECG系统，该ECG系统被配置用以从电极接触点接收生物电信号，并且在处理信号之后，生成ECG波形；
PCG系统，该PCG系统包括声学传感器，该声学传感器被配置用以检测来自患者的心脏的声学声音并处理该声学声音，以生成PCG波形；以及
处理系统，该处理系统包括微处理器，该微处理器被配置用以处理ECG波形，以确定第一基准点，并且还被配置用以处理第一基准点和PCG波形，以根据PCG波形来确定第二基准点；以及
一次性部件，该一次性部件临时附接到外壳，并且包括被定位用以连接到第一电极接触点的第一电极区域、被定位用以连接到第二电极接触点的第二电极区域以及被定位用以附接到声学传感器的阻抗匹配区域。
实施例101.根据实施例100的传感器，其中所述阻抗匹配区域包括凝胶材料。
实施例102.根据实施例100的传感器，其中所述阻抗匹配区域包括塑料材料。
实施例103.根据实施例100的传感器，其中所述阻抗匹配区域在100kHz下具有大约220Ω的阻抗。
实施例104.根据实施例100的传感器，其中所述外壳包括柔性铰链，该柔性铰链将穿戴在患者的胸部的左侧的左部部分和穿戴在患者的胸部的右侧的右部部分分开，其中柔性铰链被构造用以在外壳被患者穿戴时被穿戴成靠近患者的胸部的中心。
实施例105.根据实施例104的传感器，其中PCG系统连接到外壳的左部部分。
实施例106.根据实施例105的传感器，其中当由患者穿戴外壳时，所述PCG系统在靠近患者的胸部的第三肋间隙的区域上附接到患者的胸部。
实施例107.根据实施例100的传感器，其中所述声学传感器是单个麦克风。
实施例108.根据实施例107的传感器，其中所述声学传感器是一对麦克风。
实施例109.根据实施例100的传感器，其中所述微处理器被配置用以处理ECG波形，以确定第一基准点，该第一基准点是ECG波形中的心跳引起的脉搏的Q点、R点、S点或T波。
实施例110.根据实施例109的传感器，其中所述微处理器被配置用以处理PCG波形，以确定第二基准点，该第二基准点是PCG波形中的心跳引起的脉搏的S1心音或S2心音。
实施例111.根据实施例110的传感器，其中所述微处理器还被配置用以确定将第一基准点和第二基准点分开的时间差。
实施例112.根据实施例112的传感器，其中所述微处理器还被配置用以根据时间差来确定血压值。
实施例113.根据实施例110的传感器，其中所述微处理器被还被配置用以确定第二基准点的频谱。
实施例114.根据实施例113的传感器，其中所述微处理器还被配置用以根据频谱来确定血压值。
实施例115.一种用于通过处理心电图(ECG)波形和心音图(PCG)波形来测量来自患者的血压值的传感器，该传感器包括：
外壳，该外壳被完全穿戴在患者的胸部上，并封围传感器的电子部件和计算部件，该外壳包括：
一对电极接触点，该对电极接触点被布置在外壳的底表面上，并包括第一电极接触点和第二电极接触点，其中每个电极接触点被配置用以感测来自患者的生物电信号；
与该对电极接触点电接触的ECG系统，该ECG系统被配置用以从电极接触点接收生物电信号，并且在处理该生物电信号之后，生成ECG波形；
PCG系统，该PCG系统包括声学传感器，该声学传感器被配置用以检测来自患者的心脏的声学声音并处理该声学声音，以生成PCG波形；以及
处理系统，该处理系统包括微处理器，该微处理器被配置用以处理：1)ECG波形，以确定第一基准点；2)第一基准点和PCG波形，以确定第二基准点；3)第一基准点和第二基准点，以确定时间差；4)时间差，以确定血压值；以及
一次性部件，该一次性部件临时附接到外壳，并且包括被定位用以连接到第一电极接触点的第一电极区域、被定位用以连接到第二电极接触点的第二电极区域以及被定位用以附接到声学传感器的阻抗匹配区域。
实施例116.根据实施例115的传感器，其中所述阻抗匹配区域包括凝胶材料。
实施例117.根据实施例115的传感器，其中所述阻抗匹配区域包括塑料材料。
实施例118.根据实施例115的传感器，其中所述阻抗匹配区域在100kHz下具有大约220Ω的阻抗。
实施例119.根据实施例100的传感器，其中所述外壳包括柔性铰链，该柔性铰链将穿戴在患者的胸部的左侧的左部部分和穿戴在患者的胸部的右侧的右部部分分开，其中该柔性铰链被构造用以在外壳被患者穿戴时被穿戴成靠近患者的胸部的中心。
实施例120.根据实施例119的传感器，其中PCG系统连接到外壳的左部部分。
实施例121.根据实施例120的传感器，其中当由患者穿戴外壳时，所述PCG系统在靠近患者的胸部的第三肋间隙的区域上附接到患者的胸部。
实施例122.根据实施例115的传感器，其中所述声学传感器是单个麦克风。
实施例123.根据实施例122的传感器，其中所述声学传感器是一对麦克风。
实施例124.根据实施例115的传感器，其中所述微处理器被配置用以处理ECG波形，以确定第一基准点，该第一基准点是ECG波形中的心跳引起的脉搏的Q点、R点、S点或T波。
实施例125.根据实施例124的传感器，其中所述微处理器被配置用以处理PCG波形，以确定第二基准点，该第二基准点是PCG波形中的心跳引起的脉搏的S1心音或S2心音。
实施例126.一种用于测量来自患者的血管容积图(PPG)波形的传感器，该传感器包括：
外壳，该外壳被完全穿戴在患者的胸部上；
光学系统，该光学系统位于外壳的底表面上并且包括：1)光源，该光源被构造用以生成光辐射，该光辐射照射患者的胸部的布置在外壳下方的区域；以及2)圆形的光电检测器阵列，该圆形的光电检测器阵列围绕光源；以及
加热元件，该加热元件被附接到外壳的底表面，该加热元件被配置用以当外壳被穿戴在患者的胸部上时接触并加热患者的胸部的区域，该加热元件包括布置在光源下方并被构造用以使由光源生成的光辐射穿过的第一开口以及布置在圆形的光电检测器阵列下方的第二组开口，其中该第二组开口中的每一个开口都被定位成使得阵列能够在患者的胸部的区域被加热元件加热之后，在辐射从患者的胸部的区域反射之后接收该辐射，并且作为响应，生成PPG波形。
实施例127.根据实施例126的传感器，还包括与加热元件直接接触的温度传感器。
实施例128.根据实施例127的传感器，还包括闭环温度控制器，该闭环温度控制器被包括在外壳内并与加热元件和温度传感器电接触，该闭环温度控制器被配置用以接收来自温度传感器的信号，并且作为响应，控制由加热元件生成的热的量。
实施例129.根据实施例126的传感器，其中所述加热元件包括电阻加热器。
实施例130.根据实施例129的传感器，其中所述电阻加热器是柔性膜。
实施例131.根据实施例130的传感器，其中所述电阻加热器包括一组电迹线，该一组电迹线被配置成当电流穿过它们时温度升高。
实施例132.根据实施例130的传感器，其中所述柔性膜是聚合材料。
实施例133.根据实施例132的传感器，其中所述聚合材料包括
Figure BDA0002906971030000451
实施例134.根据实施例128的传感器，其中所述闭环温度控制器包括向电阻加热器施加电势差的电路。
实施例135.根据实施例134的传感器，其中所述闭环温度控制器包括微处理器，该微处理器被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的电势差。
实施例136.根据实施例135的传感器，其中所述微处理器包括计算机代码，该计算机代码被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的电势差，使得电阻加热器的温度在40℃至45℃之间。
实施例137.根据实施例125的传感器，其中所述外壳还包括心电图(ECG)传感器。
实施例138.根据实施例137的传感器，其中各自均被构造用以接纳电极的一组电极引线连接到外壳并电连接到ECG传感器。
实施例139.根据实施例138的传感器，其中第一电极引线被连接到外壳的一侧，并且第二电极引线被连接到外壳的相对的那一侧。
实施例140.根据实施例137的传感器，其中所述ECG传感器从第一电极引线和第二电极引线中的至少一个电极引线接收ECG信号，并且作为响应，处理ECG信号，以确定ECG波形。
实施例141.一种用于测量来自患者的血管容积图(PPG)波形和心电图(ECG)波形的传感器，该传感器包括：
外壳，该外壳被完全穿戴在患者的胸部上；
ECG传感器，该ECG传感器位于外壳内，该ECG传感器包括ECG电路，该ECG电路生成ECG波形并电连接到位于外壳的一侧上的第一ECG引线和位于外壳的相对的那一侧上的第二ECG引线，该第一ECG引线和第二ECG引线被构造用以各自连接到将外壳附接到患者的胸部的一次性粘性电极；
光学系统，该光学系统位于外壳的底表面上并且包括：1)光源，该光源被构造用以生成光辐射，该光辐射照射患者的胸部的布置在外壳下方的区域；以及2)圆形的光电检测器阵列，该圆形的光电检测器阵列围绕光源；以及
加热元件，该加热元件被附接到外壳的底表面，该加热元件被配置用以当外壳被穿戴在患者的胸部上时接触并加热患者的胸部的区域，该加热元件包括布置在光源下方并被配置用以使由光源生成的光辐射穿过的第一开口以及布置在圆形的光电检测器阵列下方的第二组开口，其中该第二组开口中的每一个开口都被定位成使得光电检测器阵列能够在患者的胸部的区域被加热元件加热之后，在辐射从患者的胸部的区域反射之后接收该辐射，并且作为响应，生成PPG波形。
实施例142.根据实施例141的传感器，还包括与加热元件直接接触的温度传感器。
实施例143.根据实施例142的传感器，还包括闭环温度控制器，该闭环温度控制器被包括在外壳内并与加热元件和温度传感器电接触，该闭环温度控制器被配置用以接收来自温度传感器的信号，并作为响应，控制由加热元件生成的热的量。
实施例144.根据实施例141的传感器，其中所述加热元件包括电阻加热器。
实施例145.根据实施例144的传感器，其中所述电阻加热器是柔性膜。
实施例146.根据实施例145的传感器，其中所述电阻加热器包括一组电迹线，该一组电迹线被配置成当电流穿过它们时温度升高。
实施例147.根据实施例145的传感器，其中所述柔性膜是聚合材料。
实施例148.根据实施例147的传感器，其中所述聚合材料包括
Figure BDA0002906971030000481
实施例149.根据实施例143的传感器，其中所述闭环温度控制器包括向电阻加热器施加电势差的电路。
实施例150.根据实施例149的传感器，其中所述闭环温度控制器包括微处理器，该微处理器被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的电势差。
实施例151.根据实施例150的传感器，其中所述微处理器包括计算机代码，该计算机代码被配置用以处理来自温度传感器的信号，并且作为响应，调整闭环温度控制器施加到电阻加热器的电势差，使得电阻加热器的温度在40℃至45℃之间。
本发明的这些和其它实施例被认为在所附权利要求书的范围内。

Claims (30)

1.一种用于测量来自患者的血管容积图(PPG)波形的传感器，所述传感器包括：
外壳，所述外壳被完全穿戴在所述患者的胸部上；
加热元件，所述加热元件被附接到所述外壳的底表面，使得当所述外壳被穿戴在所述患者的胸部上时，所述加热元件接触并加热所述患者的胸部的区域；
光学系统，所述光学系统位于所述外壳的底表面上并靠近所述加热元件，所述光学系统包括光源，所述光源被构造用以生成照射所述患者的胸部的所述区域的光辐射；
温度传感器，所述温度传感器与所述加热元件直接接触；
闭环温度控制器，所述闭环温度控制器被包括在所述外壳内并与所述加热元件和所述温度传感器电接触，所述闭环温度控制器被配置用以接收来自所述温度传感器的信号，并且作为响应，控制由所述加热元件生成的热的量；以及
光电检测器，所述光电检测器被所述光学系统包括并被配置用以通过检测在所述患者的胸部的所述区域被所述加热元件加热之后从所述患者的胸部的所述区域反射的辐射来生成PPG波形。
2.根据权利要求1所述的传感器，其中所述加热元件包括电阻加热器。
3.根据权利要求2所述的传感器，其中所述电阻加热器是柔性膜。
4.根据权利要求3所述的传感器，其中所述电阻加热器包括一组电迹线，所述一组电迹线被配置成当电流穿过所述一组电迹线时温度升高。
5.根据权利要求3所述的传感器，其中所述柔性膜是聚合材料。
6.根据权利要求5所述的传感器，其中所述聚合材料包括
Figure FDA0002906971020000021
7.根据权利要求2所述的传感器，其中所述闭环温度控制器包括向所述电阻加热器施加电势差的电路。
8.根据权利要求7所述的传感器，其中所述闭环温度控制器包括微处理器，所述微处理器被配置用以处理来自所述温度传感器的所述信号，并且作为响应，调整所述闭环温度控制器施加到所述电阻加热器的所述电势差。
9.根据权利要求8所述的传感器，其中所述微处理器包括计算机代码，所述计算机代码被配置用以处理来自所述温度传感器的所述信号，并且作为响应，调整所述闭环温度控制器施加到所述电阻加热器的所述电势差，使得所述电阻加热器的温度在40℃至45℃之间。
10.根据权利要求3所述的传感器，其中所述柔性膜包括开口，所述开口使所述光源生成的光辐射透过，使得所述光辐射照射所述患者的胸部的布置在所述外壳下方的区域。
11.根据权利要求3所述的传感器，其中所述柔性膜包括开口，所述开口使从所述患者的胸部的所述区域反射的光辐射透过，使得所述光辐射被所述光电检测器接收。
12.根据权利要求1所述的传感器，其中所述外壳还包括心电图(ECG)传感器。
13.根据权利要求12所述的传感器，其中各自均被构造用以接纳电极的一组电极引线连接到所述外壳并电连接到所述ECG传感器。
14.根据权利要求13所述的传感器，其中第一电极引线被连接到所述外壳的一侧，并且第二电极引线被连接到所述外壳的相对的那一侧。
15.根据权利要求12所述的传感器，其中所述ECG传感器从第一电极引线和第二电极引线中的至少一个电极引线接收ECG信号，并且作为响应，处理所述ECG信号，以确定ECG波形。
16.一种用于测量来自患者的血管容积图(PPG)波形的传感器，所述传感器包括：
外壳，所述外壳被完全穿戴在所述患者的胸部上；
加热元件，所述加热元件被附接到所述外壳的底表面，使得当所述外壳被穿戴在所述患者的胸部上时，所述加热元件接触并加热所述患者的胸部的区域；
温度传感器，所述温度传感器与所述加热元件直接接触；
闭环温度控制器，所述闭环温度控制器被包括在所述外壳内并与所述加热元件和所述温度传感器电接触，所述闭环温度控制器被配置用以接收来自所述温度传感器的信号，并且作为响应，控制由所述加热元件生成的热的量；以及
光学系统，所述光学系统被所述外壳包括并且被定位成靠近所述加热元件，所述光学系统包括光源和光电检测器，所述光源被构造用以生成照射所述患者的胸部的所述区域的光辐射，所述光电检测器被配置用以通过检测在所述区域被所述加热元件加热之后从所述区域反射的辐射来生成PPG波形。
17.根据权利要求16所述的传感器，其中所述加热元件包括电阻加热器。
18.根据权利要求17所述的传感器，其中所述电阻加热器是柔性膜。
19.根据权利要求18所述的传感器，其中所述电阻加热器包括一组电迹线，所述一组电迹线被配置成当电流穿过所述一组电迹线时温度升高。
20.根据权利要求18所述的传感器，其中所述柔性膜是聚合材料。
21.根据权利要求20所述的传感器，其中所述聚合材料包括
Figure FDA0002906971020000041
22.根据权利要求17所述的传感器，其中所述闭环温度控制器包括向所述电阻加热器施加电势差的电路。
23.根据权利要求22所述的传感器，其中所述闭环温度控制器包括微处理器，所述微处理器被配置用以处理来自所述温度传感器的所述信号，并且作为响应，调整所述闭环温度控制器施加到所述电阻加热器的所述电势差。
24.根据权利要求23所述的传感器，其中所述微处理器包括计算机代码，所述计算机代码被配置用以处理来自所述温度传感器的所述信号，并且作为响应，调整所述闭环温度控制器施加到所述电阻加热器的所述电势差，使得所述电阻加热器的温度在40℃至45℃之间。
25.根据权利要求18所述的传感器，其中所述柔性膜包括第一开口，所述第一开口使由所述光源生成的光辐射透过，使得所述光辐射照射所述患者的胸部的布置在所述外壳下方的区域。
26.根据权利要求18所述的传感器，其中所述柔性膜包括第二开口，所述第二开口使从所述患者的胸部的所述区域反射的光辐射透过，使得所述光辐射被所述光电检测器接收。
27.根据权利要求16所述的传感器，其中所述外壳还包括心电图(ECG)传感器。
28.根据权利要求27所述的传感器，其中各自均被构造用以接纳电极的一组电极引线连接到所述外壳并电连接到所述ECG传感器。
29.根据权利要求28所述的传感器，其中第一电极引线被连接到所述外壳的一侧，并且第二电极引线被连接到所述外壳的相对的那一侧。
30.根据权利要求28所述的传感器，其中所述ECG传感器从第一电极引线和第二电极引线中的至少一个电极引线接收ECG信号，并且作为响应，处理所述ECG信号，以确定ECG波形。
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