本發(fā)明涉及血壓測量。

本公開內(nèi)容的實施方式提供用于對人類和哺乳動物的動脈血壓進行測量的方法、設備、裝置和系統(tǒng)。這些實施方式使用(例如)微波頻譜范圍的電磁場來估計時變動脈直徑。這些方式可適用于可穿戴裝置以及供醫(yī)療從業(yè)者使用。

背景技術：

血壓計是當前使用最廣泛的用于測量動脈血壓的無創(chuàng)設備。此設備所使用的檢測方法是聽診技術(Riva-Rocci 1896，Korotkoff 1905)和示波測量法(Geddes 1970)。Korotkoff的聽診方法是無創(chuàng)動脈血壓測量的黃金標準。

試圖根據(jù)脈搏波速來估計動脈血壓的方法(例如，Surendhra Goli Jayanthi T的“Cuff less Continuous Non-Invasive Blood Pressure Measurement Using Pulse Transit Time Measurement(使用脈搏傳導時間測量的袖口不連續(xù)無創(chuàng)式血壓測量)”(Recent Development in Engineering and Technology國際期刊，網(wǎng)址：www.ijrdet.com(ISSN 2347-6435(在線)第2卷，第1期，2014年1月)))提出了使用脈搏波速(Pulse Wave Velocity，PWV)作為單一參數(shù)的等式來估計收縮血壓(Systolic Blood Pressure，SBP)和舒張血壓(Diastolic Blood Pressure，DBP)。此方法因至少以下兩個理由而具有缺陷：(1)PWV取決于動脈樹截面直徑及其彈性，而不取決于心室容積，因此不能將PWV作為用于計算動脈血壓的唯一度量；以及(2)使用單一參數(shù)估計SBP和DPB意味著SBP和DBP在數(shù)學上相關，從而只要給出SBP，就可以計算出DBP，但公知這兩個值彼此獨立，否則將SBP和DPB這兩者都測量沒有意義。

Barak的WO/2013/118121(通過引用合并于本申請中)教示了使用雷達裝置對人類或動物的心率進行估計的方法。在此申請中，在一些實施方式中，心率測量無需針對動脈直徑或內(nèi)壓來校準信號強度。對于這些實施方式，這些值的微小變化頻率就足以提取受試者的心率。在下文中明確地包括Barak的WO/2013/118121的部分內(nèi)容。

Otto Frank，“Die Grundform des Arteriellen Pulses(動脈脈搏的基本形式)”，Zeitschrift fur Biologie(生物學期刊)37:483-526(1899)對脈搏壓力波指數(shù)拖尾機制進行了說明，并且Otto Frank的論文通過引用合并到本文中。

傳統(tǒng)的光電血管容積圖(photoplethysmogram，PPG)測量皮膚中從皮膚表面深至幾百微米處不同血容量的光吸收率的變化。PPG傳感器需與皮膚緊密接觸，并且PPG傳感器的輸出信號電平對將PPG傳感器與皮膚連接的壓力敏感。隨著受試者的移動此壓力會出現(xiàn)不可控的變化，所以對皮膚中的絕對時變血容量進行校準測量不現(xiàn)實。特別是當通過改變肢體位置來執(zhí)行上述校準時，上述校準測量更不現(xiàn)實。

技術實現(xiàn)要素：

本發(fā)明使用從活體的身體外發(fā)射至身體內(nèi)的電磁輻射以及返回位于身體外的傳感器的反射，來確定動脈壓力。

反射信號提供了身體中反射了一部分電磁輻射的動脈的直徑的變化的度量。還可以使用電磁輻射的反射來消除發(fā)射器和傳感器的相對于它們距皮膚和動脈的距離而言的相對位置的變化，以使得該信號更能夠表示身體中鄰近傳感器的動脈的直徑隨時間的變化。

在一方面，本發(fā)明提供了在人的腕部附近發(fā)送調制微波信號。動脈周期性擴張引起反射信號強度的變化。傳感器使用來自其他組織的反射來將穿戴該傳感器的個體的身體的移動補償?shù)揭騽用}周期性擴張而產(chǎn)生的信號。此技術使得能夠實現(xiàn)沒有機械部件或機電部件的純電子解決方案，從而提供緊湊、成本低和可靠度高的解決方案。

在一些方面，本發(fā)明使用包括可以穿透組織幾毫米的頻率的電磁輻射；本發(fā)明包括可以通過時間選通來區(qū)分不同組織邊界的電子器件；本發(fā)明包括可以遠離皮膚多達1厘米設置的發(fā)射器和傳感器。對距皮膚的距離的非敏感性使得傳感器能夠位于寬松地適配在腕部上的腕帶中，這是相對于現(xiàn)有的PPG技術而言的一個明顯優(yōu)點。對距皮膚的距離的該非敏感性使得該傳感器能位于身體中不容易與皮膚緊密接觸的其他區(qū)域附近。例如，該傳感器可以被附接或被嵌在以下物件中，該物件被設計成被穿戴在身體中具有鄰近皮膚的動脈的任何其他部分附近。這些動脈包括股動脈、肱動脈、頸動脈或顳淺動脈。這使得該傳感器能夠被嵌在或被附接至頭盔、防護帽、項鏈、腳鏈、覆蓋上臂的衣服以及覆蓋大腿的衣服，或者被嵌在或被附接至被設計成將傳感器設置在所關注動脈之一的可穿戴帶。術語“寬松地適配(fit loosely)”表示傳感器不必與皮膚緊固接觸，并且表示夾持該傳感器的結構無需保持將該傳感器壓向皮膚的張力。

在一方面，本發(fā)明的方法提供了針對信號電平敏感性來校準壓力差?？梢酝ㄟ^測量當身體的某個部分相對于心臟的高度而處于兩個不同高度時被穿戴在身體的該部分上的傳感器的信號平均來實現(xiàn)此校準。例如，用戶當穿戴位于腕帶上的該傳感器時可以將其腕部抬升已知的高度。此校準可以包括使用血液比重(blood specific gravity)的預定值來計算因高度變化引起的流體靜壓力的變化而引起的平均血壓的變化所造成的信號比。

在一方面，本發(fā)明的方法提供將認為與血壓成比例的傳感器值的時間段擬合至呈指數(shù)衰減的曲線。如此擬合的該時間段與動脈壓力下落的時間段(即，動脈中的壓力波的尾部)對應?？梢允褂迷撝笖?shù)曲線在此時間段期間的不同時刻處的導數(shù)的等式來確定收縮壓和舒張壓的大小。

在一方面，本發(fā)明的方法提供對因動脈樹中的血液至傳感器的位置的傳導而引起的波形的校正。對因動脈樹中的血液的傳導而引起的波形的校正可以采用基于動脈樹的時間響應或頻率響應的去相關函數(shù)。對因動脈樹中的血液的傳導而引起的波形的校正可以是基于波形或基于波形和動脈脈搏波速兩者的估計。

在本公開內(nèi)容的一些實施方式中，提供了一種設備、裝置和/或系統(tǒng)，其被配置成估計至少收縮血壓與舒張血壓之間的差或/和優(yōu)選地估計收縮血壓和舒張血壓(與經(jīng)由血壓計測量的收縮血壓和舒張血壓的測量值對應)。此設備包括利用如在J Tylor的“Ultra Wideband Radar Technology(超寬帶雷達技術)”，CRC出版社，2001中說明的頻率步進脈沖壓縮的雷達裝置，該雷達裝置被配置成基本上持續(xù)測量(在一些實施方式中，持續(xù)測量)動脈(例如，腕部處的橈動脈)的橫截面。在一些實施方式中，該設備包括可以用于校準和估計一個或更多個血壓參數(shù)的校準裝置。還可以使用例如啁啾或FMCW之類的其他替代性雷達方法。

在一些實施方式中，通過針對壓力差校準雷達信號讀數(shù)差來測量血壓。這可以通過使用雷達裝置測量不同位置(例如，在手提升或降低時)處的同一動脈來實現(xiàn)。補償傳感器對所測量的動脈的非期望相對移動，以及通過近似計算血壓波的值和時間導數(shù)來估計收縮壓和舒張壓的絕對值。

在本公開內(nèi)容的一些實施方式中，還可以在其他身體位置(例如，在上臂肱動脈中或者在主動脈中)處估計所測量的血壓。

在一些實施方式中，提供了血壓計算設備，該血壓計算設備被配置成基于對患者的動脈壓力波的感測來計算患者的血壓，并且該血壓計算設備可以包括：雷達裝置，其用于生成至少一個無線電頻率；至少一個天線，其被配置成布置在患者的皮膚附近，上述至少一個天線另外地被配置成執(zhí)行以下操作中的至少一者：將上述至少一個無線電頻率發(fā)射至患者的組織以及收集從該組織反射的至少一個無線電頻率；校準裝置，其用于將一個或更多個感測壓力波值與患者的血壓的有意引起的變化相關聯(lián)；以及收縮血壓與舒張血壓計算裝置，其被配置成基于對該壓力波的一部分的曲線擬合來估計收縮血壓值和舒張血壓值。

在一些實施方式中，提供了使用無線電頻率計算血壓的方法，并且該方法包括：通過至少一個天線將至少一個無線電頻率發(fā)射至患者的組織，該天線被配置成布置于患者的鄰近動脈的皮膚上；收集從該組織反射的上述至少一個無線電頻率；以及基于所反射的至少一個無線電頻率來計算收縮血壓和舒張血壓中的至少一者。

一些實施方式可以包括以下附加特征(下面的所有特征可以被稱為“附加特征”)中的至少一個特征：校準所反射的無線電頻率信號的幅度，其中，校準可包括基于所接收的反射無線電頻率來計算無線電頻率信號幅度至壓力的轉換率；該比率基于當該組織處于兩個不同高度時所反射的無線電信號幅度來計算；傳感器與上述至少一個天線相關聯(lián)；(例如基于傳感器數(shù)據(jù))確定上述至少一個天線相對于患者的組織而言的非期望相對移動；基于所確定的非期望相對移動來補償對動脈直徑測量的計算；借助于經(jīng)校準的無線電頻率信號幅度的差來計算收縮壓與舒張壓之間的差；可選地借助于對壓力波的曲線擬合來計算收縮壓與舒張壓的比率；按照足以捕獲整個心臟脈搏周期中動脈直徑的變化的重復率來發(fā)射上述至少一個無線電頻率；以及補償所反射的至少一個無線電頻率，其中，上述補償可以包括，使用其他組織層反射的信號的幅度和/或相位，和/或使用所反射的上述至少一個無線電頻率的來自各個組織層的幅度和/或相位的多項式的比，來估計天線距皮膚的距離的變化對信號幅度的影響。

在一些實施方式中，提供了使用無線電頻率計算血壓的系統(tǒng)，該系統(tǒng)可以包括：被配置成布置于患者的皮膚附近的至少一個天線，上述至少一個天線另外地被配置成執(zhí)行以下操作中的至少一者：將上述至少一個無線電頻率發(fā)射至患者的組織，以及收集從該組織反射的上述至少一個無線電頻率；用于生成上述至少一個無線電頻率的雷達裝置；具有計算機指令的處理器，該計算機指令在該處理器上執(zhí)行時使得該處理器將一個或更多個感測壓力波值與患者的血壓的有意引起的變化相關聯(lián)并基于反射幅度來計算收縮血壓與舒張血壓之間的差。

在一些系統(tǒng)實施方式中，計算機指令可以另外地被配置成使該處理器執(zhí)行上述附加特征中記述的功能。

以下在附圖說明之前的段落從Barak的WO/2013/118121合并而來。

雷達(RADAR)單元可以是步進頻率雷達或脈沖式雷達，或可以適于使用掃描時間為10微秒的FMCW(Frequency Modulation Continuous Wave，頻率調制連續(xù)波)，并且ADC(Analog to Digital Converter，模數(shù)轉換器)的采樣頻率是3.2MHz。FMCW雷達單元可以使用三角波調制(triangle wave modulation)、多速率斜坡(multirate ramp)、三角形波調制(triangular wave modulation)或寬帶正弦波調制。可以使用多參考ANC(Adaptive Noise Cancellation，自適應噪聲消除)、遞歸最小二乘法(Recursive Least Squares，RLS)、最小均方法(Least Mean Square，LMS)、濾波X LMS(Filtered-X LMS，F(xiàn)xLMS)或FuLMS(Filtered-u LMS，濾波u LMS)來消除干擾。優(yōu)選地，可以將心率傳感器集成至腕表或腕帶中。

心率傳感器可以包括電壓控制型振蕩器(例如，使用標準的CMOS(Complementary Metal-Oxide Semiconductor，互補金屬氧化物半導體)技術或BiCMOS(Bipolar CMOS，雙極CMOS)技術制造的可變頻環(huán)形振蕩器)，該電壓控制型振蕩器通過掃描時間通常為10微秒、覆蓋從3.1GHz至10.6GHz的全信號帶寬的斜坡信號來調制。VCO(Voltage Controlled Oscillator，電壓控制型振蕩器)的輸出端可以被耦接至天線以及被耦接至混頻器的LO(Local Oscillator，本地振蕩器)的輸入端，該混頻器使用VCO信號進行混頻以產(chǎn)生中頻(Intermediate Frequency，IF)信號，在通過ADC對該IF信號進行采樣之前，通過低通濾波器(Low Pass Filter，LPF)對該IF信號進行濾波并且經(jīng)由中頻放大器(IF amplifier)對其進行放大。該振蕩器的頻率變化可以按照離散的步長進行。該天線可以是包括兩個正交的寬帶偶極子的雙平面交叉蝴蝶結偶極子天線、單臂螺旋天線、單寬帶偶極子天線或槽型天線?？梢允褂肈FT(Discrete Fourier Transform，離散傅里葉變換)、啁啾Z變換或模擬濾波器組來執(zhí)行用于分解疊加的頻率分析。

雷達單元可以以低于1％的占空比來工作。FMCW啁啾寬度可以是至少5GHz。心率傳感器可以包括通過使用來自多個時間點的信號對由傳感器的移動引起的干擾進行消除的電路。優(yōu)選地，振蕩器帶寬大于5GHz。心率傳感器可以包括兩個正交天線，一個天線用于發(fā)送，一個天線用于接收。心率傳感器還可以包括無線電發(fā)射器，該無線電發(fā)射器用于將心率數(shù)據(jù)中繼至遠端的接收器或終端；以及腕帶，該腕帶使得能夠將該傳感器穿戴在腕部上。

附圖說明

圖1示出了這些組織層的簡單化示例以便理解這些組織層與無線電波的相互作用；

圖2示出了根據(jù)本公開內(nèi)容的一些實施方式的布置在受試者的腕部的橈動脈之上的天線；

圖3示出了根據(jù)本公開內(nèi)容的一些實施方式的位于受試者的腕部上的雙槽型天線的布置；

圖4描繪了根據(jù)本公開內(nèi)容的一些實施方式的當在受試者的腕部上進行測量并且手位于上部位置和下部位置時動脈壓變化與時間的關系；

圖5描繪了根據(jù)本公開內(nèi)容的一些實施方式的來自處于同一位置的橈動脈的檢測信號；

圖6示出了根據(jù)本公開內(nèi)容的一些實施方式的近似表示在校準壓力單元中描述的壓力波的補償檢測信號；

圖7示出了根據(jù)本公開內(nèi)容的一些實施方式的對于壓力波的尾部的指數(shù)擬合曲線；

圖8示出了人體腕部上用于測量動脈血壓的現(xiàn)有技術的可穿戴裝置以與人體腕部上的圖9所示的本發(fā)明的可穿戴裝置進行比較；以及

圖9示出了人體腕部上的本發(fā)明的用于測量動脈血壓的可穿戴裝置，從這些裝置如何適配至該裝置的穿戴者的身體方面來說明相比圖8而言的差異。

圖1001至圖1007與Barak的WO/2013/118121中的圖1至圖7對應。圖1001至圖1007的簡要描述以及圖1001至圖1007的詳細描述從Barak的WO/2013/118121合并到本文中。

圖1001是能夠用于發(fā)明PCT/IL2013/050113的實施方式中的頂層框圖；

圖1002是人類臂部的橫截面，其示出了橈動脈的位置；

圖1003是能夠用于該發(fā)明的實施方式中的被集成至腕表的傳感器的簡化框圖；

圖1004是能夠用于該發(fā)明的實施方式的傳感器的框圖；

圖1005是使用單天線的可替代實施方式的框圖；

圖1006示出了所檢測的脈搏信號的波形以及與心率有關的測量值的提取點；

圖1007示出了本發(fā)明所使用的雙平面交叉蝴蝶結偶極子天線；以及

圖1008示出了圖1007的中心區(qū)域的展開圖。

具體實施方式

在一些實施方式中，將超寬帶(ultrawideband，UWB)微波信號輻射至身體組織中，優(yōu)選地輻射至動脈靠近皮膚的身體位置中。此位置可以位于腕部的橈動脈之上。在一些實施方式中，反射信號是多個反射的復數(shù)總和，每個反射表示從身體組織中的連續(xù)上升深度反射的信號，上述連續(xù)上升深度由不同組織層邊界中的復介電常數(shù)變化引起。在圖1中描述了這些組織層的簡化示例，其表示受試者的靠近腕部的臂部(根據(jù)一些實施方式此臂部是用于附著設備/系統(tǒng)/裝置的優(yōu)選位置)的橫截面。如圖所示，102表示皮膚層，104表示橈動脈，106表示肌肉組織以及108表示骨骼。每個反射的大小(在下文中被指代為S_t，t是引起反射的特定組織)表示相關聯(lián)的組織層的雷達橫截面(Radar-Cross-Section，ReS)。例如，S_artery是肌肉-動脈邊界的反射信號的時變幅度。

在一些實施方式中，為了將從動脈反射的信號與從其他組織元件反射的信號恰當?shù)貐^(qū)分開，信號帶寬優(yōu)選地盡可能地高，并且優(yōu)選地至少大于2GHz(例如，在大約2GHz與大約11GHz之間，并且在一些實施方式中在大約3.1GHz至大約10.6GHz之間)。

如圖2所示，在一些實施方式中，發(fā)送天線和接收天線被提供并且被布置在受試者腕部的橈動脈之上。然后可以按照足以對在整個心臟脈搏周期期間動脈直徑的變化進行捕獲的重復率來發(fā)送輻射信號。此重復率優(yōu)選地是每秒30個樣本或大于每秒30個樣本，以恰當?shù)孛枋鰤毫Σ毠?jié)。與動脈相關聯(lián)的所得信號S_artery可以與動脈直徑的采樣表示對應，并且可以基本上與心臟起搏周期同步來進行重復。此信號則可以被稱為壓力波(Pressure Wave)。

在一些實施方式中，發(fā)送天線和接收天線被布置成靠近肢體的皮膚表面，將在靠近肢體皮膚表面處獲得針對該肢體的動脈測量值。為了防止兩個天線直接耦接，可以將這兩個天線布置成彼此正交。如圖3所示，在一些實施方式中，可以將這些天線實現(xiàn)成例如介電基板上的印刷槽型天線。出于說明的目的，將肢體示意性地描述成圓柱體310。在肢體中，動脈308在肢體內(nèi)被示為靠近皮膚表面。集合式收發(fā)天線312可以被布置成大體上與皮膚表面相切，其中，定位誤差θ、表示相對于皮膚表面的旋轉角，并且H表示皮膚與天線的間隔。這些天線中的一個和/或另一個的頂側可以由標出槽306的輪廓的導體304覆蓋。該槽是發(fā)送槽和接收槽的結合體。

精確形狀、面(由金屬覆蓋)和槽是設計參數(shù)。在一些實施方式中，天線可以包括多個一層或多層介電層，具有可以位于至少一些界面上的金屬導體。例如，將金屬層/槽層布置在介電板的內(nèi)側上，并且使用連續(xù)金屬層覆蓋背側。

從而，在一些實施方式中，與動脈相關聯(lián)的信號的幅度與此動脈截面直徑有關。動脈直徑與動脈壓有關。

在這些實施方式中，首先，S_artery(t)＝α*p(t)+K，S_artery是此信號強度，p(t)是時變動脈壓力并且α是未知的校準常數(shù)，并且K是與在動脈壓力為0的非現(xiàn)實條件下從動脈反射的信號相關聯(lián)的常數(shù)。

然而，在一些實施方式中，此信號還可以很大程度上取決于如由圖3中的H所表示的天線與器官的間隔和/或方位。此尺寸以及相對于肢體的天線方位可以在校準期間或測量期間變化，從而引入明顯的測量誤差。

在一些實施方式中，此誤差可以通過例如以下方式來補償：使用其他組織層(在一些實施方式中主要是產(chǎn)生最強回波的皮膚層)的反射信號的幅度和/或相位，來估計天線距皮膚的距離的變化對信號幅度的影響。隨后此估計可以用于修改S_artery值，所以例如針對天線與肢體的相對移動來對此結果進行補償。

在一些實施方式中，此補償可以實現(xiàn)為來自各種組織層的反射幅度和相位的多項式的比以及查找表的插值。

在一些實施方式中，補償可以依賴于壓力波峰峰大小相對于肢體位置而言不變的觀點。壓力波峰峰大小表示動脈中收縮壓與舒張壓之間的實際壓力差?？梢哉J為此壓力差不隨肢體位置變化或者認為此壓力差基于指定的動脈直徑/壓力非線性關系而變化。因為傳感器位置相對于動脈的偏移，所以所檢測的S_artery在各次校準測量中可能不同。因此，該峰峰差可以用于補償因傳感器位置在用于校準的各次測量之間的偏移而引起的S_artery測量結果的變化。在圖5中示出了此情形，圖5描繪了在下位置和上位置中的受試者的臂部位置處所檢測的S_artery信號S_a1、S_a2，S_a1、S_a2分別被限定為502、504。這些信號的峰峰測量結果506、508可以分別被限定為PP1和PP2。

為此，并且根據(jù)一些實施方式，S_a2的校準遵循以下步驟：(1)設PP1＝max(S_al)-min(S_al)；(2)設PP2＝max(S_a2)-min(S_a2)；以及(3)S_a2comp＝S_a2*PP1/PP2。

按照類似的方式，在一些實施方式中，可以在各種其他高度處實現(xiàn)經(jīng)補償?shù)腟_artery信號。

在未知校準常數(shù)u的情況下，這些校準情況中的任意情況導致表示動脈中的壓力波的補償信號。例如，可以通過測量多個不同動脈壓力下的S_artery來獲得此校準常數(shù)，其中壓力差已知，從而僅與(例如)流體靜壓力差有關。在一些實施方式中，通過抬升受試者手部來創(chuàng)建壓力差，使得將腕部抬舉已知高度。

圖4描繪了根據(jù)一些實施方式的動脈壓力變化與時間的關系，其中，跡線402和跡線404分別表示受試者臂部在低位置和高位置處的動脈壓。在腕部低位置和高位置處的兩個壓力波的均值的差(在下文中被稱為ΔS)被用于此校準。高度的偏移造成了動脈壓力波的偏移量ΔP＝ρ*g*ΔH，ρ是血液比重，g是重力加速度常數(shù)。

從而，在已知受試者的高度和性別的情況下，當受試者將其手部從豎直向下位置抬升至豎直向上位置時，該高度差已知或者可以假定。例如，對于人類而言，身高與肢體長度的比例實際上是固定的。因此，可以提供處理器/控制器，上述處理器/控制器可以被編程為接收表示受試者的高度、性別的數(shù)據(jù)和其他生理數(shù)據(jù)以計算該距離。此數(shù)據(jù)可以被稱為受試者生理數(shù)據(jù)。

在一些實施方式中，可以通過在肢體上設置加速度計或陀螺儀(例如，加速度計被集成為上述雷達天線中的一個和/或另一個的一部分，或被集成為安裝至肢體的其他結構的一部分，上述其他結構例如是在下文中被稱為“殼體(the housing)”的殼體和/或框)來估計此高度差，并且豎直加速度可以集成至用于在處理器中確定豎直距離的算法中。

在一些實施方式中，可以通過使用嵌在殼體中的光學相機來近似計算豎直距離/高度，此光學相機可以通過使用受試者生理數(shù)據(jù)來估計此豎直偏移/距離。例如，處理器可以被配置成處理圖像數(shù)據(jù)以通過以下操作來估計移動：例如，使用在不同時刻拍攝的圖像中的可識別對象(例如，燈、門、地板、窗戶等)來估計受試者身體的方位(例如，水平、豎直)和/或可選地估計相對于已知的受試者的身體長度的手部移動。

從而，在一些實施方式中，壓力波的時間平均差連同所估計的高度差ΔH、已知的加速度常數(shù)、所假設的恒定血液比重使得能夠提取參數(shù)α：α＝ΔS/ΔP。

在一些實施方式中，在更加精確的校準中，可以認為值α是壓力波的函數(shù)，并且因此，在臂部/肢體的多個高度位置采取校準以近似計算S_artery與動脈壓的非線性特征。這導致了信號S_artery與血壓明顯的單映射。

在一些實施方式中，校準除了利用重力以外還可以利用其他加速度源(參見上面第[0034]段)。例如，受試者通過有意移動而引起的臂部/肢體的加速度可以通過(例如，設置在殼體中)的加速度計來測量，并且所導致的S_artery的變化可以與測量加速度相關聯(lián)以提取校準常數(shù)α。

圖6示出了在校準壓力單元中描述的近似表示壓力波的經(jīng)補償?shù)腟_artery信號602。如圖所示，此波具有分別表示收縮壓P_s和舒張壓P_d的明顯波峰604和明顯波谷606。收縮壓P_s與舒張壓P_d之間的壓力差被限定為PP 608。PP是精確測量值。然而，在不知道K的情況下，不能估計P_s和P_d。重搏切跡612之后的壓力拖尾610的形狀近似地符合指數(shù)曲線(例如，如Otto Frank所提出的)。此函數(shù)形狀被理解為與以下相關：壓力變化率與動脈壓和靜脈壓之間的壓力差線性相關。靜脈壓通常在10mmHg(毫米汞柱)與20mmHg之間，并且在本公開內(nèi)容的一些實施方式中認為靜脈壓是常數(shù)。

在一些實施方式中，從“最小2范數(shù)誤差(minimum norm 2error)”來講，指數(shù)函數(shù)P＝P0+P1*e^-P2(t-t0)與拖尾610是匹配的。P0是例如靜脈壓力的某個恒定壓力。例如，圖7示出了所得的擬合702。使用擬合曲線上的任意點704和舒張壓606使得能夠求解兩個聯(lián)立方程，一定具有相同值的已知差等式D＝Value(704)-Value(606)和比率Deriv(704)/Deriv(606)足以求解P1和P2并且計算絕對值P_s和P_d。

在一些實施方式中，匹配函數(shù)可以是指數(shù)衰減正弦波函數(shù)，此函數(shù)表示動脈樹的非均勻頻率特征。在其他點處的匹配將使得能夠提取函數(shù)參數(shù)并且估計絕對值P_s和P_d。在此情況下，需要用衰減振蕩的數(shù)學運算來分解該指數(shù)，其導數(shù)對于根據(jù)復雜形狀計算絕對的收縮壓和舒張壓是必需的。在一些實施方式中，這通過對表示動脈樹波反射的數(shù)字模型的曲線擬合來完成，如在Alberto P Avolio等人的“Arterial blood pressure measurement and pulse wave analysis-their role in enhancing cardiovascular assessment(動脈血壓測量和脈搏波分析對于增強心血管評估的作用)”doi:10.1088/0967-3334/31111ROI中描述的數(shù)字模型。

在一些實施方式中，將指數(shù)衰減正弦波與主動脈壓匹配是有益的，如使用由Michael F.O'Rourke等人在“Pulse wave analysis(脈搏波分析)”，J Hypertens Suppl.1996年12月；14(5):SI47-S7中描述的通用轉移函數(shù)來近似計算的。在一些實施方式中，可以使用動脈樹的模型將經(jīng)校準的壓力波轉換成如會在肱動脈中測量的壓力以及中央主動脈血壓。優(yōu)選地，此模型是頻譜模型。還可以使用在數(shù)學上等同的時域模型。

包括處理器(該處理器包括能夠在該處理器上操作的計算機指令，上述計算機指令被配置成進行以下操作中的至少一者：控制所公開的裝置和系統(tǒng)；以及計算收縮值和舒張值以及校準值)的各個部件之間的通信可以是有線通信，或經(jīng)由模擬短程通信模式或包括例如WI-FI或的數(shù)字通信模式的無線通信。這樣的通信的其他示例可以包括通過網(wǎng)絡的通信。例如，這樣的網(wǎng)絡可以包括局域網(wǎng)(local area network，“LAN”)、廣域網(wǎng)(wide area network，“WAN”)或全局網(wǎng)。此網(wǎng)絡可以是例如因特網(wǎng)和/或內(nèi)聯(lián)網(wǎng)的任何合適的聯(lián)網(wǎng)系統(tǒng)的一部分和/或包括例如因特網(wǎng)和/或內(nèi)聯(lián)網(wǎng)的任何合適的聯(lián)網(wǎng)系統(tǒng)。

一般地，術語“因特網(wǎng)”可以指使用傳輸控制協(xié)議/因特網(wǎng)協(xié)議(“TCP/IP”)和/或其他基于分組的協(xié)議來通信的網(wǎng)絡、網(wǎng)關、路由器和計算機在世界范圍內(nèi)的集合。

在一些實施方式中，所公開的系統(tǒng)和裝置可以包括用于在所公開的系統(tǒng)和裝置的部件之間通信的一個或更多個傳輸元件。在一些實施方式中，傳輸元件可以包括以下中的至少一個元件：無線轉發(fā)器或無線電頻率識別(radio-frequency identification，“RFID”)裝置。該傳輸元件可以包括例如以下至少一個元件：發(fā)送器、轉發(fā)器、天線、轉換器和/或RLC電路或用于檢測、處理、存儲和/或發(fā)送信號的任何合適的部件，例如，電路系統(tǒng)、模數(shù)(analog-to-digital，“A/D”)轉換器、和/或用于模擬或數(shù)字短程通信的電路。

在一些實施方式中，根據(jù)一些實施方式的控制器/處理器和/或所公開的裝置和系統(tǒng)的任何其他相關的部件可以包括存儲器、存儲裝置和輸入/輸出裝置。所公開的一些實施方式的各種實現(xiàn)方案，特別是所討論的至少一些處理(或其部分)的各種實現(xiàn)方案可以在數(shù)字電子電路、集成電路、專門配置的ASIC(application specific integrated circuit，專用集成電路)、計算機硬件、固件、軟件和/或它們的組合(例如，所公開的處理器/控制器)中實現(xiàn)。這些各種實現(xiàn)方案(如與所公開的裝置/系統(tǒng)及其部件相關聯(lián)的各種實現(xiàn)方案)例如可以包括按照一個或更多個計算機程序形式的實現(xiàn)方案，上述一個或更多個計算機程序能夠在可編程系統(tǒng)上執(zhí)行和/或編譯，該可編程系統(tǒng)包括至少一個可編程處理器，上述至少一個可編程處理器可以是專用或通用的并被耦接為從存儲系統(tǒng)、至少一個輸入裝置和至少一個輸出裝置接收數(shù)據(jù)和指令以及將數(shù)據(jù)和指令發(fā)送至該存儲系統(tǒng)、上述至少一個輸入裝置和上述至少一個輸出裝置。

這些計算機程序(也稱為程序、軟件、軟件應用程序或代碼)包括例如用于可編程處理器的機器指令/代碼，并且可以用高層過程化編程語言和/或面向對象的編程語言和/或用匯編/機器語言實現(xiàn)。如所本文所使用的，術語“機器可讀介質”指用于將機器指令和/或數(shù)據(jù)提供給可編程控制器/處理器的任何計算機程序產(chǎn)品、設備和/或裝置(例如，包括例如磁盤、光盤、閃存、可編程邏輯器件(Programmable Logic Devices，PLD)的非易失性介質)，上述計算機程序產(chǎn)品、設備和/或裝置包括接收作為機器可讀信號的機器指令的機器可讀介質。術語“機器可讀信號”指用于將機器指令和/或數(shù)據(jù)提供給可編程處理器的任何信號。

為了提供與用戶的交互，本文所描述的主題可以在計算裝置上實現(xiàn)，該計算裝置包括用于向用戶顯示信息的顯示裝置(例如，LCD(liquid crystal display，液晶顯示)監(jiān)視器等)以及用戶用來向計算機提供輸入的鍵盤和/或定點裝置(例如，鼠標或跟蹤球、觸摸屏)。例如，可以通過分配單元、遠程控制器、PC、便攜式計算機、智能電話、媒體播放器或個人數(shù)字助理(personal data assistant，PDA)來存儲、執(zhí)行和操作此程序。還可以使用其他種類的裝置來提供與用戶的交互。

例如，向用戶提供的反饋可以是任何形式的感知反饋(例如，視覺反饋、聽覺反饋或觸覺反饋)，并且可以用包括聽覺輸入、語音輸入或觸覺輸入在內(nèi)的任何形式接收來自用戶的輸入。本文所公開的主題的某些實施方式可以在計算系統(tǒng)和/或裝置上實現(xiàn)，該計算系統(tǒng)和/或裝置包括后端部件(例如，作為數(shù)據(jù)服務器)，或包括中間件部件(例如，應用程序服務器)，或包括前端部件(例如，具有圖形用戶界面或Web瀏覽器的客戶端計算機，用戶可以通過該圖形用戶界面或Web瀏覽器來與本文描述的主題的實現(xiàn)方案交互)，或這些后端部件、中間件部件或前端部件的任意組合。

對公開文本或其他文獻(包括但不限于在本申請中的任何地方出現(xiàn)的專利、專利申請、文章、Web頁面、書等)的任何以及所有引用通過引用方式全部合并到本文中。本文描述了這些裝置、系統(tǒng)和方法的示例實施方式。如可能在其他地方記載的，僅出于示意性目的描述了這些實施方式并且這些實施方式不是限制性的。還可以有被公開內(nèi)容覆蓋的其他實施方式，這將從本文所包括的教示中明顯看出。因此，本公開內(nèi)容的廣度和范圍應當不限于上述實施方式中的任意一種，但是應當僅基于受本公開內(nèi)容及其等同方案支持的一個和/或另一個發(fā)明的一個和/或另一個實施方式有關的權利要求來限定。此外，本公開內(nèi)容的實施方式可以包括方法、系統(tǒng)和裝置，上述方法、系統(tǒng)和裝置可以包括來自任何其他公開的包括與血壓測量對應的任何及所有特征的方法、系統(tǒng)和裝置的任何及所有元件/特征。換言之，來自一個和/或其他公開的實施方式的特征能夠與來自其他公開的實施方式的又與再其他的實施方式對應的特征互換。此外，可以移除所公開的實施方式的一個或更多個特征/元件而仍實現(xiàn)可專利性主題(并由此產(chǎn)生本公開內(nèi)容的再更多的實施方式)。再者，由于一些實施方式特別地缺乏能夠在現(xiàn)有技術中找到的一個或更多個特征，所以這些實施方式能夠與現(xiàn)有技術區(qū)分開。換言之，本公開內(nèi)容的一些實施方式包括一個或更多個消極限制以特別表明所要求保護的實施方式缺乏在現(xiàn)有技術中公開的至少一個結構、元件和/或特征。

本發(fā)明的以下方面作為權利要求出現(xiàn)在美國臨時申請No.62/024,403中。

本發(fā)明的一個方面是(1)一種血壓計算設備，其被配置成基于對患者的動脈壓力波的感測來計算所述患者的血壓，所述血壓計算設備包括：雷達裝置，其用于生成至少一個無線電頻率；至少一個天線，其被配置成布置于所述患者的皮膚附近，所述至少一個天線另外地被配置成進行以下操作中的至少一者：將所述至少一個無線電頻率發(fā)射至所述患者的組織以及收集從所述組織反射的所述至少一個無線電頻率；校準裝置，其將一個或更多個感測壓力波值與所述患者的血壓的有意引起的變化相關聯(lián)；以及計算裝置，其用于計算收縮血壓與舒張血壓之間的差，該計算裝置被配置成基于反射幅度來估計收縮血壓值與舒張血壓值的差。從屬方面是(2)所述設備還包括用于計算的收縮血壓與舒張血壓計算裝置，所述收縮血壓與舒張血壓計算裝置被配置成基于對所述壓力波的一部分的曲線擬合來估計收縮血壓值和舒張血壓值；(3)所述設備，其中所述校準裝置基于從所述患者的臂部收集的與所述臂部抬升或降低中的至少一者對應的數(shù)據(jù)來校準所計算的收縮壓值和舒張壓值；(4)所述設備，其中，所述計算裝置基于所反射的無線電頻率來確定所述收縮血壓與舒張血壓；(5)所述設備，其中所述計算裝置基于所反射的無線電頻率來確定所述患者的鄰近皮膚的動脈的直徑；(6)所述設備，其中所述雷達裝置生成多個無線電頻率，最高頻率與最低頻率之間的差至少是2GHz；(7)所述設備，其中，所述至少一個無線電頻率包括多個無線電頻率。

本發(fā)明的一個方面是(8)一種使用無線電頻率來計算血壓的方法，包括：通過至少一個天線將至少一個無線電頻率發(fā)射至患者的組織，所述天線被配置成布置于所述患者的鄰近動脈的皮膚上；收集從所述組織反射的所述至少一個無線電頻率；以及基于所反射的至少一個無線電頻率來計算收縮血壓和舒張血壓中的至少一者。從屬方面是(9)所述方法，其中，所述計算包括校準所反射的無線電頻率；(10)所述方法，其中所述校準包括基于所接收的反射無線電頻率來計算無線電頻率信號至壓力的轉換率；(11)所述方法，其中，所述比率基于當所述組織處于兩個不同高度時所反射的無線電頻率來計算；(12)所述方法，其中傳感器與所述至少一個天線相關聯(lián)，并且其中所述方法還包括確定所述至少一個天線相對于所述患者的所述組織的非期望相對移動；(13)所述方法，還包括基于所確定的非期望相對移動來補償動脈直徑測量的計算；(14)所述方法，其中計算所述收縮壓與舒張壓包括近似計算所述血壓的時間導數(shù)；(15)所述方法，其中，按照足以對整個心臟脈搏周期中動脈直徑的變化進行捕獲的重復率來發(fā)射所述至少一個無線電頻率；(16)所述方法，還包括補償所反射的至少一個無線電頻率；(17)所述方法，其中，所述補償包括使用其他組織層的反射信號的幅度和/或相位來估計所述天線距皮膚的距離對信號的幅度的影響；(18)所述方法，其中，所述補償包括來自所反射的至少一個無線電頻率的各個組織層的幅度和/或相位的多項式的比以及查找表的插值；(19)所述方法，其中，所述至少一個無線電頻率包括多個無線電頻率。

本發(fā)明的一個方面是(20)一種使用無線電頻率計算血壓的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括：至少一個天線，其被布置成鄰近患者的皮膚，所述至少一個天線另外地被配置成進行以下操作中的至少一者：將所述至少一個無線電頻率發(fā)射至所述患者的組織，以及收集從所述組織反射的所述至少一個無線電頻率；雷達裝置，其用于生成所述至少一個無線電頻率；處理器，其具有計算機指令，所述計算機指令在所述處理器上操作時使得所述處理器：將一個或更多個感測壓力波值與所述患者的血壓的有意引起的變化相關聯(lián)，以及基于反射幅度來計算收縮血壓與舒張血壓之間的差。從屬方面是(21)所述系統(tǒng)，其中，所述計算機指令另外地被配置成使所述處理器校準所反射的無線電頻率；(22)所述系統(tǒng)，其中，所述計算機指令另外地被配置成使所述處理器基于所接收的反射無線電頻率來計算無線電頻率信號至壓力的轉換率；(23)所述系統(tǒng)，其中，所述比率基于當所述組織處于兩個不同高度時所反射的無線電頻率來計算；(24)所述系統(tǒng)，還包括被配置成與所述至少一個天線相關聯(lián)的傳感器，并且其中，所述計算機指令另外地被配置成使所述處理器確定所述至少一個天線相對于所述患者的組織的非期望相對移動；(25)所述系統(tǒng)，其中，所述計算機指令另外地被配置成使所述處理器基于所確定的非期望相對移動來補償動脈直徑測量的計算；(26)所述系統(tǒng)，其中，計算所述舒張壓包括近似計算所述血壓的時間導數(shù)；(27)所述系統(tǒng)，其中，按照足以對整個心臟脈搏周期中的動脈直徑的變化進行捕獲的重復率來發(fā)射所述至少一個無線電頻率；(28)所述系統(tǒng)，其中，所述計算機指令被另外地配置成使得所述處理器補償所反射的至少一個無線電頻率；(29)所述系統(tǒng)，其中，所述補償包括使用其他組織層的反射信號的幅度和/或相位來估計所述天線距皮膚的距離的變化對信號的幅度的影響；(30)所述系統(tǒng)，其中，所述補償包括來自所反射的至少一個無線電頻率的各個組織層的幅度和/或相位的多項式的比以及查找表的插值；(31)所述系統(tǒng)，其中，所述至少一個無線電頻率包括多個無線電頻率。

圖8示出了位于人的腕部上的現(xiàn)有技術的可穿戴裝置，該可穿戴裝置包括嵌有現(xiàn)有技術的PPG傳感器2012的腕帶2001。在腕部(未標記)的橫截面2004內(nèi)是骨骼2006、2009以及橈動脈2002。2011表示腕帶與腕部之間的距離，2010表示腕帶的厚度。所示出的腕帶大體上厚于所述腕帶與所述腕部之間的距離。在操作中，腕帶必須保持PPG傳感器與腕部的外表面接觸，這意味著腕帶與腕部之間的距離2011基本上在腕部周圍不存在(為零)以使得PPG傳感器被保持與腕部接觸。這需要緊密配合的腕帶。這種對緊密配合的腕帶的需要是不利的。

圖9示出了在人的腕部上的本發(fā)明的用于測量動脈血壓的可穿戴裝置。圖9示出了可穿戴裝置，其包括嵌有(或以其他方式機械地附接的)EM傳感器2003的腕帶2001。2004表示人的腕部的橫截面。2006、2009表示腕部的骨骼。2005表示腕部的尺動脈。2011表示腕部的表面與沿著腕帶2001的一個點之間的最短距離。2010表示(在與腕帶包圍的肢體的延伸部分垂直的橫截面內(nèi))腕帶的厚度。圖9示出了與腕部相隔特定距離并且因此未與腕部接觸的傳感器2003。如圖所示，傳感器2003與腕部的表面之間的距離大于腕帶2001的厚度。圖9示出了：針對用于提供可以根據(jù)其確定血壓和動脈壓力的信號的傳感器而言，該傳感器距腕部的距離(因此也是距腕部的動脈的距離)無需剛性地被固定并且傳感器2003無需與腕部接觸。消除將傳感器與皮膚接觸的需要(相對于PPG傳感器)使得本發(fā)明的傳感器能夠以新穎的方式(包括：通過夾子夾持到衣服上；圍繞某個身體部位的寬松配合帶；以及被結合至一些其他可穿戴衣服)相對于穿戴者的身體被保持。

圖1001示出了本發(fā)明所提出的傳感器的簡化框圖。傳感器1014被連接至天線1003用于感測要測量的動脈1002中的瞬時血容量。頻率調制連續(xù)波(Frequency Modulated Continuous Wave，F(xiàn)MCW)雷達1004通過天線1003將微波信號發(fā)射至受試者肢體1(在此情況下發(fā)射至臂部)。對于雷達而言，肢體表示多個組織目標，各個組織目標距天線1003的距離不同。雷達輸出1005包括信號的疊加，每個信號與特定的組織目標對應。每個這樣的信號的頻率與該目標的距離有關，并且該信號的幅度與目標的反射強度有關，該反射強度通常被稱為雷達橫截面(Radar Cross Section，RCS)。后面跟有窗函數(shù)電路1006的FFT函數(shù)處理器1007根據(jù)輸出1005中的目標信息的疊加的相對頻率(也因此根據(jù)其距離)來將此目標信息的疊加分解至多個頻率點(bin)(包括來自頻率范圍的能量的靶條)。每個頻率點輸出幅度表示目標在距天線的特定距離處的RCS，其等同于肢體內(nèi)的特定深度。因為使用FMCW雷達，所以需要窗函數(shù)1006來抑制源自信號1005的突然開始和停止(即，源自后續(xù)處理器對時間截斷數(shù)據(jù)進行操作)的頻譜旁帶。

圖1002示出了與肢體組織有關的FFT(Fast Fourier Transform，快速傅里葉變換)輸出的示例。在此示例中，肢體是人類的腕部。示出腕部的橫截面1020，并且為使說明簡單，此腕部包括三個組織元件：皮膚1021、動脈1022和骨骼1023。用1024示出三個FFT頻率點的對應輸出，還對應于圖1001中的輸出信號105。用向量1025表示頻率點0信號。此信號是信號1005的最低頻率分量的結果，并且與最近的組織即皮膚1021有關。用向量1026表示頻率點1信號，并且此信號是從較遠處的動脈1002反射的結果。用向量1027來表示頻率點2信號，并且此信號是更遠處的骨骼1023反射的結果。由于FFT頻率點表示源自不同范圍中的目標的信號，所以不同的FFT頻率點在下文中被稱為范圍閘(range gate)。

在圖1001中，F(xiàn)FT頻率點經(jīng)由總線1008被連接至信號處理器1009。信號處理器1009的任務是濾除與肢體有關的傳感器移動的影響。信號處理器1009生成基本上表示僅從動脈反射的信號1010。信號1010的幅度與動脈擴張成比例，信號1010根據(jù)動脈中血液脈搏動變化，并且因此基本上是周期性信號，此周期性信號的頻率表示心率。心率估計器1011測量此頻率并且通過信號1012轉發(fā)此頻率以便顯示1013。在此示例中，F(xiàn)FT的頻率點1中的信號表示動脈的擴張并且不包括來其他組織元件的干擾信號，因此消除了上述附加干擾。然而，頻率點1中的信號包括如上所述的倍增干擾。由于其他頻率點中的信號從其他組織元件反射而來，所以其他頻率點中的信號還包括此相同的倍增干擾，但不包括與心率相關聯(lián)的時變分量。所提出的用于心率監(jiān)測的傳感器檢測來自其他頻率點的倍增干擾，并且使用此倍增干擾來消除對表示動脈擴張的頻率點即頻率點1的干擾。

該消除的簡單實現(xiàn)方案是通過將從動脈產(chǎn)生的信號的幅度除以不源自該動脈的信號的幅度來實現(xiàn)的。人類腕部的不同組織緊鄰地設置。例如，動脈距皮膚的距離即動脈的深度大約是3.5mm。為了將從如此靠近的對象反射的信號分離開，需要大信號帶寬。對于FMCW應用，信號帶寬應當是至少3GHz，并且使用6GHz或大于6GHz的帶寬可以實現(xiàn)最佳性能。優(yōu)選地，系統(tǒng)使用在3.1GHz與10.6GHz之間的超寬帶(Ultra Wideband，UWB)頻譜分配。通過使用此頻率范圍來測量肢體內(nèi)的組織，可以獲得大約3mm的距離分辨率。在此發(fā)明的優(yōu)選實施方式中，F(xiàn)MCW掃描時間是10微秒并且ADC的采樣頻率被設置為3.2MHz。利用這些參數(shù)，F(xiàn)FT會具有32個頻率點，沒有零填充(將一個或更多個零附接至信號的端部)。FFT頻率點0會表示來自皮膚的反射，并且頻率點1主要表示來自動脈的反射。在此優(yōu)選的設置中，可以通過計算兩個多項式的加權比來生成表示來自動脈的反射的無誤差信號，以使得無誤差結果信號通過以下來計算：Sig＝{b₀+∑(p_i(x_i))}/{a₀+∑(q_i(x_i))}，其中，p_i和q_i是任意次數(shù)的多項式，并且x_i是與各個FFT頻率點對應的信號幅度。索引I表示頻率點編號，其中i＝0表示頻率點0。以與FMCW啁啾重復相關的方式重復此計算。

如在優(yōu)選的實施方式中，p_i和q_i系數(shù)可以是固定的值。在其他實施方式中，可以在由用戶發(fā)起的校準階段、在啟動時或在傳感器的操作期間由處理器1009動態(tài)地設置上述系數(shù)。因此，可以處理不同受試者中的不同動脈深度。還可以使用這些加權常數(shù)來處理當鍛煉時或因其他原因導致的生理變化引起的受試者的介電參數(shù)的變化。這些生理變化可以例如是組織的溫度變化、皮膚表面上出汗程度的變化或血液流動的變化。可以使用如由弗吉尼亞理工大學的Yifeng Tu于1997年3月在論文“Multiple Reference Active Noise Control(多參考主動噪聲控制)”中(其內(nèi)容通過引用合并至本文中)描述的多參考ANC來消除與相對移動相關聯(lián)的干擾以及人為干擾。此噪聲消除算法的輸入是多個FFT頻率點，并且還可以是來自對沿著一個或更多個軸的加速度進行感測的加速度計或加速度感測裝置的輸入。自適應算法可以包括遞歸最小二乘法(Recursive Least Squares，RLS)、最小均方(least mean square，LMS)及其派生算法，例如，濾波X LMS(Filter-X LMS，F(xiàn)xLMS)或FuLMS。

雷達單元可以使用脈沖雷達方法并且可以使用其他頻帶。例如脈沖雷達的其他雷達類型所需的帶寬至少與FMCW雷達所需的帶寬相同。可以使用其他類型的FMCW雷達，包括步進頻率雷達(SFR-a雷達，其中，步進頻率脈沖的回波在頻域被同步以獲得較寬的信號帶寬，從而在不增加系統(tǒng)復雜度的情況下實現(xiàn)高的距離分辨率)，三角波調制、多速率斜坡和三角形波調制。還可以使用寬帶正弦波調制。

圖1003示出了優(yōu)選的實施方式，包括殼體1033以及被設計成適配在人的腕部周圍的腕帶1030。殼體1033容置傳感器1014。腕帶1030機械地連接至殼體1033。

天線1104位于或嵌在腕帶1030的內(nèi)表面。天線1104通過傳輸線1032而耦接至傳感器1014的FMCW電路。傳輸線1032位于或嵌在腕帶1030的內(nèi)表面中。傳輸線1032優(yōu)選地沿著腕帶1030的內(nèi)表面的中心部分延伸以使得傳輸線1032距腕帶1030的內(nèi)表面的每個橫向邊沿的距離相等。優(yōu)選地，天線1104從傳輸線1032的一端沿著兩個橫向方向朝著腕帶1030的每個橫向邊沿延伸。優(yōu)選地，天線1031終止在距腕帶1030的每個橫向邊沿的距離1104處。

殼體1033可以(如所示出的)可以從腕帶1030的外表面向上突出距離1108以為傳感器1014留出空間，并且殼體1033沿遠離腕帶1030的中心延伸的方向具有總厚度1107，此總厚度1107在相同的方向比腕帶1030的厚度大了長度1108。殼體1033可以沿橫向維度延伸距離1106，其中，殼體延伸的距離1106大于腕帶1030在橫向維度上延伸的距離1103。

圖1004是根據(jù)發(fā)明的優(yōu)選實施方式的嵌在手表中的傳感器1014的詳細框圖。電壓控制型振蕩器(voltage controlled oscillator，VCO)1041(用于生成微波信號)通過斜坡信號1046來調制，并且跨越全信號帶寬，全信號帶寬的范圍優(yōu)選地從3.1GHz至10.6GHz。典型的掃描時間是10微秒。此掃描時間的選擇會使得表示動脈的檢測信號大約為125KHz。此頻率高到足以使半導體的散粒噪聲對信噪比(Signal to Noise Ratio，SNR)的影響最小化。還可以根據(jù)不同實踐中的實現(xiàn)方案的需要來選擇其他掃描時間。在優(yōu)選的實施方式中，VCO的輸出端被耦接至天線1003a，并且還被耦接至混頻器1042的LO輸入端。在優(yōu)選的實施方式中，天線1003b接收來自動脈的反射信號(該反射信號在混頻器1042中與VCO信號進行混頻)以產(chǎn)生IF信號。此IF信號在被模數(shù)轉換器(Analog to Digital converter，ADC)1045采樣之前由低通濾波器(Low Pass Filter，LPF)1043濾波并且在IF放大器1044中放大。圖1004所示出的IF通道描述了實信號檢測。

圖1005示出了替代性的實施方式，其中，雙天線1003a和1003b由單天線1003取代。使用天線1003的RF至LO寄生漏電來激勵天線1003?？梢杂幸鈱⒒祛l器1042設計成泄露此信號，此信號在某些情形下是不期望的?？商娲兀梢允褂闷渌罱訖C構(包括環(huán)行器或定向耦接器)。

在這兩種實施方式中，經(jīng)由皮膚反射在天線中傳導的信號與到達混頻器LO端口的信號之間的電長度差會限定與頻率點0或皮膚反射對應的IF頻率。使該電長度足夠長使得能夠使用單一的混頻器。復檢測可以用于足夠短的電長度差。復檢測可以使用正交混頻器以及成對的LPF、成對的IF放大器和成對的ADC來實現(xiàn)。對于復檢測，VCO需要提供兩個輸出，這兩個輸出之間的恒定相位差為90度，這兩個輸出必須是掃描頻率范圍之外的頻率。通過將VCO 1041實現(xiàn)為可變頻環(huán)形振蕩器(例如，電壓控制型環(huán)形振蕩器)，可以滿足對大的頻率掃描范圍的需求和對正交輸出的需求以及滿足將微波電路和信號處理電路集成至半導體晶片的期望?？梢允褂脴藴实腃MOS或BiCMOS技術來制造這樣的正交環(huán)形振蕩器。

在圖1007中示出了用于優(yōu)選實施方式的雙平面交叉蝴蝶結偶極子天線，在該優(yōu)先實施方式中，振蕩器的頻率變化采取離散步長的方式，如SFR。離散的步長使得能夠對頻率進行數(shù)字化控制。天線1003a和天線1003b被配置成支持使用寬帶信號同時最小化串擾。此天線包括兩個正交的寬帶偶極子，一個包括導體1060和1061，另一個包括導體1062和1063。將動脈1065布置在X方向以創(chuàng)造電磁結構的不平衡并且因此促進這些偶極子之間的耦接。這使得動脈1065的直徑或RCS能夠在天線中生成接收信號。

圖1008示出了圖7的中央?yún)^(qū)域的放大視圖，其中，更加清楚地示出了天線的元件1060、1061、1062和1063的形狀和相對位置以及動脈1065的外直徑1113和內(nèi)直徑1116。每個元件1060，1061，1062和1063優(yōu)選地為平面并且具有6個直邊。元件1060、1061、1062和1063的外邊緣沿著方形的周長。

在圖1005中，單一天線1003可以是單臂螺旋天線、單寬帶偶極子天線或槽型天線。在此情況下，來自天線的反射信號是接收信號。

實施方式可以使用其他頻譜分析方法，例如，包括DFT、啁啾Z變換或模擬濾波器組。在優(yōu)選的實施方式中，窗函數(shù)1006是β＝0.5的Kaiser窗。還可以使用其他窗函數(shù)，例如，Tukey窗(錐形余弦)或結合數(shù)字傅里葉變換使用的窗。在可替代的實施方式中，可以使用與一組預定波形的相關性來估計心率，其中每個預定波形具有稍微不同的重復率。將選擇具有最高相關性最大值的候選預定波形作為最佳估計?？梢酝ㄟ^使用諸如最大似然序列估計器(Maximum Likelihood Sequence Estimator，MLSE)之類的非線性估計器來檢測最高相關性最大值。

由圖1004所示的加權除法產(chǎn)生的信號Sig.1010具有圖1006的形狀1050。此信號經(jīng)由圖1004的心率估計器1011來處理以產(chǎn)生估計的心率頻率。優(yōu)選的檢測方法是將具有形狀1050的信號Sig.與信號Sig.的移動平均1051進行比較，并且對由曲線1051上的星號標記的連續(xù)的正方向過零點之間的時間間隔Ti進行計數(shù)。在優(yōu)選的實施方式中，該移動平均由具有0.5Hz的3dB帶寬的四階Butterworth濾波器執(zhí)行。通過對60/Ti(其中，Ti的單位是秒)的6個測量結果進行移動平均來計算實際的心率?？梢允褂闷渌l譜估計方法(例如，傅里葉變換)來計算心率。由于受試者的心率不能超過幾赫茲，所以優(yōu)選的實施方式使用10Hz的采樣率。雷達子系統(tǒng)需要以0.01％的占空比來活動。這使得傳感器消耗非常低的平均功率，并且使得此傳感器適于硬幣電池操作。在可替代的實施方式中，可以使用較高的占空比來產(chǎn)生較佳的信噪比以及用于提高讀數(shù)準確度。在此情況下，可以執(zhí)行多次測量，并且可以對結果進行平均以提高保真度。在優(yōu)選的實施方式中，心率傳感器通過CR2032 3V鋰硬幣電池來供電。還可以使用其他能量源(例如，可再充電電池、太陽能電池或從受試者的手部的移動生成電力的發(fā)電機)來幫助對心率傳感器的供電。生成和存儲電能的這些方法中的任意方法可以被組合。在另一實施方式中，心率數(shù)據(jù)可以被發(fā)送至可以顯示此結果的外部接收者，如鍛煉設備(例如，自行車、鍛煉跑步機、劃艇機)、智能電話等。在另一實施方式中，可以使用傳感器來感測受試者(例如，年長的人)的健康狀態(tài)。在此情況下，傳感器會測試所測量的心率并且將該心率與預定極限或預定心率變化模式或心率變化率進行比較。如果測量結果超過預定極限，則會經(jīng)由無線通信信道傳達此狀況以例如向醫(yī)護人員告警。

存在許多用于此傳輸?shù)臉藴?，并且可以支持以下多個通信協(xié)議：1、5KHz編碼協(xié)議49，包括作為通過三重脈沖(其中，每個脈沖對于每次心搏具有5至7毫秒的寬度)調制的PPM(Pulse Position Modulation，脈沖位置調制)的5KHz信號。2、5KHz未編碼協(xié)議50，包括作為通過單一脈沖(其對于每次心搏具有大約25毫秒的寬度)調制的PPM的5KHz信號。3、ANT(現(xiàn)稱為ANT+)標準48。4、藍牙標準47。

此發(fā)明所提出的傳感器還促進對由衣著(例如，布料、皮革等)或由天然毛皮覆蓋的身體部分的心率測量。例如，傳感器可以被結合至鞋中并且能夠穿過動物的皮毛來測量動物的心率。

還可以通過用戶對傳感器從動脈接收信號所處的位置的上游的動脈進行按壓并隨后釋放壓力，來執(zhí)行對該傳感器的校準。如果壓力足以使動脈中的血液流動停止，則傳感器會測量與動脈中的零壓對應的信號。當動脈中的有零壓時，動脈具有直徑。在上面的等式S_artery(t)＝α*p(t)+K，零壓具有“α*p(t)＝0”。因此，當動脈中的壓力為0時的S_artery(t)是“K”的直接度量。對在不足一次心搏的時間上感測信號與動脈壓力之間的關系進行建模的等式(例如，S_artery(t)＝α*p(t)+K)以及對動脈壓力與時間的關系進行建模的等式(例如，P＝P0+P1*e^-P2(t-t0))以及在不足一次心搏的時間上對感測信號的時間依賴性的擬合(例如圖7所示)、以及K的度量，使得能夠產(chǎn)生動脈壓力與時間的模型化解決方案。