具体实施方式

应理解，本发明的应用方面不限于在以下说明中阐述或在附图中示出的构造细节和组件的布置。本发明能够有除了所述那些实施例之外的实施例，并且能够以各种方式实践和执行。此外，应理解，本文中采用的措辞和术语以及摘要是为了描述的目的，不应被视为限制。

因此，本领域技术人员应明白，本公开所基于的概念可以容易地用作设计用于实现本发明的若干目的的其他结构、方法和系统的基础。因此，重要的是在不脱离本发明的精神和范围的情况下，权利要求应被视为包括这样的等效构造。

贴片传感器

如图1和图2中所示，根据本发明的贴片传感器10测量患者12的ECG、PPG、PCG和IPG波形，并且从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)，如下详述。IPG波形可以是生物阻抗波形或生物电抗波形，如下文更详细地所述的。一旦确定了该信息，贴片传感器10将信息无线传输到外部网关，然后，外部网关将信息转发到基于云的系统。以这种方式，临床医生可以连续且无创地监视可能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组件：佩戴在患者胸部中心附近的中心感测/电子模块30，以及佩戴在患者左肩附近的二次电池57。柔性的、含导线的电缆34连接中心感测/电子模块30和电池57。中心感测/电子模块30在其患者接触表面上包括光学传感器36和声学传感器46，并且包括连接到粘性电极并帮助将贴片传感器10(特别是光学传感器36和声学传感器46)固定到患者12的四条电极引线41、42、43、45，电极引线连接到粘性电极并帮助将贴片传感器10(特别是光学传感器36和声学传感器46)固定到患者12。另外的两条电极引线47、48将二次电池连接到患者的胸部。中心感测/电子模块30具有两个“半部”39A、39B，每个半部都容纳在以下更详细描述的，被第一柔性橡胶垫圈38隔开的感测和电子组件。通常由制成的带有嵌入电迹线的柔性电路(图中未示出)连接声学模块32内的玻璃纤维电路板(图中也未示出)和中心感测/电子模块30的两个半部39A、39B。第一粘性的、一次性电极49将中心感测/电子模块30连接到患者的胸部。第二一次性电极69将二次电池57连接到患者的胸部。

更具体地参考图2，贴片传感器10包括背表面，在使用期间，背表面通过一组单次使用的粘性电极49、69接触患者胸部。中心感测/电子模块30的一个半部39B包括两条电极引线41、42。这些电极引线与连接到光学传感器36的电极引线47、48耦合，通过磁性接口附着到该组单次使用的电极。电极引线41、42、47、48形成两个“成对”引线，其中，每对引线41、47中的一个注入电流以测量IPG波形，并且每对引线42、48中的另一个感测生物电信号，然后由中心感测/电子模块30中的电子设备处理该生物电信号以确定ECG和IPG波形。中心感测/电子模块30的相对的半部39A包括另一电极触点43，其与电极引线41、42、47、48一样，连接到单次使用的电极(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(例如，4mA)的电流注入患者胸部时进行IPG测量。可以以其他频率注入电流，或者附加地或可替选地，以不同频率顺序地注入电流。电极42、48感测将随着注入电流遇到的电阻而变化的电压。这反过来又会影响注入电流的幅度和相位这两者。电压穿过一系列特征在于模拟滤波器和差分放大器的电路，分别滤除和放大与两种不同波形相关的信号分量。信号分量之一指示ECG波形；另一个指示IPG波形。取决于用于测量IPG波形的电路，IPG波形可以指示注入电流的幅度或相位中的时间相关变化。在这两种情况下，IPG波形都具有被进一步滤除和处理的低频(DC)和高频(AC)分量，如以下更详细所述的，以确定不同的阻抗波形。

使用电缆34连接中心感测/电子模块30和光学传感器36意味着电极引线(中心感测/电子模块30中的41、42；光学传感器36中的47、48)可以在贴片传感器10附着于患者的胸部时，被分开相对大的距离。例如，光学传感器36可以附着到患者的左肩附近，如图1中所示。电极引线41、42、47、48之间的这种分离通常改善由贴片传感器10测量的ECG和IPG波形的信噪比，因为这些波形是由单次使用的电极收集的生物电信号的差异确定的，差异通常随着电极分离而增加。最终，这会提高从这些波形(诸如HR、HRV、RR、BP、SV、CO和FLUIDS)中检测到的任何生理参数的准确性。

参考图3，声学模块46的特征在于固态声学麦克风，固态声学麦克风是被泡沫基板111、112包围的薄压电盘109。另一泡沫基板113在测量期间接触患者胸部，并且耦合穿过第一泡沫基板111并进入压电盘109的来自患者心脏的声音，然后，压电盘测量来自患者12的心音。塑料壳体115封入整个声学模块46。应明白，也可以使用其他相关类型的麦克风，诸如特征在于声铃和下方的压力传感器的麦克风。

心音通常是用听诊器从心脏听到的“lub”和“dub”音；它们指示下面的二尖瓣和三尖瓣(S1，或“lub”音)以及主动脉和肺动脉(S2，或“dub”音)瓣膜何时关闭(瓣膜打开时不会生成可检测到的声音)。通过信号处理，心音产生PCG波形，该PCG波形与其他信号一起使用以确定BP，如以下更详细所述的。在其他实施例中，使用两个固态声学麦克风45、46来提供冗余并更好地检测声音。声学模块32，如中心感测/电子模块30的半部39A，包括连接到单次使用电极(图中也未示出)以帮助将贴片传感器10固定到患者12的电触点43。

光学传感器36的特征在于光学系统60，光学系统60包括以圆形图案布置的光电检测器62的阵列，其围绕在红光和红外光谱区域中发出辐射的LED 61。在测量期间，从LED 61依次发出的红光和红外辐射照射患者胸部的下层组织并反射，并由光电检测器62阵列检测到。检测到的辐射由流经下层组织中的毛细血管床的血液调制。用中心感测/电子模块30中的电子设备处理所反射的辐射产生对应于红色和红外辐射的PPG波形，如下所述，其用于确定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)以分别测量三个时间相关的运动波形(沿x、y和z轴)以及TEMP值。

图4和图5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，光学系统60具有围绕发出红光和红外辐射的双波长LED 61的光电检测器62的圆形阵列(图中示出了六个独特的探测器，尽管该数量可以在三到九个光电检测器之间)。特征在于具有以蛇形图案布置的嵌入电导体的薄膜65的加热元件附着到光学传感器36的底表面。也可以使用其他电导体的图案。薄膜65的特征在于切除部分，这些切除部分使LED 61发出的辐射通过，并在被患者皮肤反射后被光电检测器62检测到。薄薄膜65上的凸片部分67折叠起来，以便它可以插入玻璃纤维电路板80上的连接器74。玻璃纤维电路板80支撑光电检测器阵列62和LED 61并提供电连接。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上的功率管理电路以向薄膜65内的嵌入导体施加电压，由此使电流穿过导体。嵌入导体的电阻引起薄膜65逐渐加热并暖化下面的组织。施加的热增加对组织的灌注(即血流)，这继而提高PPG波形的信噪比。这在图10A中示出，图10A示出了在施加热之前测量的PPG波形，并在图10B中示出，图10B示出了在用薄膜65施加热之后测量的PPG波形。从图中可以清楚地看出，热增加了光学传感器36下方的灌注。这又显著地提高了PPG波形中的心跳诱发脉冲的信噪比。这对于贴片传感器的光学测量很重要，因为从胸部测量的PPG波形的信噪比通常比从脉搏血氧仪使用的典型位置(诸如手指、耳垂和额头)测量的类似波形弱10至100倍。具有改进的信噪比的PPG波形通常会改进由贴片传感器10进行的BP和SpO2测量的准确性。玻璃纤维电路板80还包括与功率管理电路集成的温度传感器76，允许软件以闭环方式操作从而仔细控制和调整施加的温度。这里，“闭环方式”是指软件分析PPG波形的心跳感应脉冲的幅度，并在必要时增加施加到薄膜65的电压以升高其温度并使PPG波形中的心跳感应脉冲最大化。通常，温度调节在41℃至42℃之间，这已被证明不会损害下层组织，并且也被美国食品和药物管理局(FDA)认为是安全的。

特征在于顶部53和底部70的塑料壳体44封入玻璃纤维电路板80。底部70还支撑薄膜65，具有穿过光辐射的切除部分86，并且包括一对卡扣84、85，卡扣84、85连接到顶部53上的配合组件。顶部还包括封入电极引线47、48的一对“翼”，在使用期间，电极引线47、48连接到将光学传感器36固定到患者的单次使用的粘性电极(图中未示出)。这些电极引线47、48还测量用于ECG和IPG测量的电信号。顶部53还包括机械应变消除装置68，其支撑将光学传感器36连接到中心感测/电子模块30的电缆34。

贴片传感器10通常以相对高的频率(例如，例如，250Hz)测量波形。可以使用多个频率，通常从5KH到1000KHz，来测量阻抗波形。在其他实施例中，使用单个或多个频率来测量生物电抗波形，其基于注入电流和测量电流之间的相位差。如上所述，阻抗和生物电抗测量这两者都可以在多个频率下进行测量。

运行固件的内部微处理器使用计算算法处理波形，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未决和已发布的专利中进行了描述，其公开内容通过引用并入本文：2015年12月18日提交的“NECK-WORN PHYSIOLOGICALMONITOR(颈挂式生理监视器)”U.S.S.N.14/975,646；2014年8月21日提交的“NECKLACE-SHAPED PHYSIOLOGICAL MONITOR(项链形生理监视器)”U.S.S.N.14/184,616；以及2014年7月3日提交的“BODY-WORN SENSOR FOR CHARACTERIZING PATIENTS WITH HEART FAILURE(用于表征心力衰竭患者的穿戴式传感器)”U.S.S.N.14/145,253。

参考图6A至图6C示出了一次性电极49A-49I的不同构造，其围绕光学传感器36和声学传感器45，并将中心感测/电子模块30连接到患者胸部。

图1至图6中所示的贴片传感器10被设计成在部署在患者上时最大程度地提高舒适度并减少“电缆杂乱”，同时优化其测量的ECG、IPG、PPG和PCG波形，从而确定生理参数，诸如HR、HRV、BP、SpO2、RR、TEMP、FLUIDS、SV以及CO。第一38和第二51柔性橡胶垫圈允许传感器10在患者胸部上弯曲，由此提高舒适度。中心感测/电子模块30将第一对电极引线41、42定位在心脏上方，那里生物电信号通常很强，而电缆连接的光学传感器36将第二对电极引线47、48定位在靠近肩部的位置，那里第二对电极与第一对电极有很大的分离。如上所述，这种配置会产生理想的ECG和IPG波形。声学模块32直接位于患者心脏上方，并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。并且光学传感器位于肩部附近，其中，下方的毛细血管床通常会产生具有良好信噪比的PPG波形，尤其是当传感器的加热元件增加灌注时。

这种贴片传感器的设计还允许它舒适地适合男性和女性患者。其胸戴式配置的附加好处是减少运动伪影，这些运动伪影会扭曲波形并导致生命体征和血流动力学参数的错误值被报告。这在一定程度上是由于在日常活动中，胸部的移动通常少于手和手指，并且后续的伪影减少最终提高了从患者测量的参数的准确性。

用例

如图7中所示，在优选实施例中，根据本发明的贴片传感器10被设计成在住院期间监视患者12。通常，患者12位于病床11中。如上所示，在典型用例中，贴片传感器10连续地测量数值和波形数据，然后将该信息无线地(如箭头77所示)发送到网关22，网关22可以是许多不同的设备。例如，网关22可以是操作短距离无线(例如，蓝牙)发射器的任何设备，诸如移动电话、平板电脑、生命体征监视器、中心站(例如，医院中的护士站)、病床、“智能”电视机、单板计算机、输液泵、注射泵或简单的插入式单元。网关22将信息从贴片传感器10无线转发(如箭头87所示)到基于云的软件系统200。通常，这通过无线蜂窝无线电或基于802.11a-g协议的无线电来完成。这样信息可以被各种不同的软件系统使用和处理，诸如EMR、第三方软件系统或数据分析引擎。

在另一实施例中，传感器收集数据，然后将其存储在内部存储器中。然后，数据可以在之后以无线方式发送(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可以包括内部收发器，其顺序地和自动地与附接到充电站的每个传感器配对。一旦上传了在使用期间收集的所有数据，网关就会与附接到充电站的另一个传感器配对并重复该过程。这一直持续到下载来自每个传感器的数据为止。

在其他实施例中，贴片传感器可以用于测量非卧床患者、在医院、诊所或家中进行透析的患者，或在医疗诊所等待看医生的患者。在这里，贴片传感器可以实时传输信息，也可以将其存储在存储器中以备以后传输。

确定无袖带血压

贴片传感器通过共同处理与时间相关的ECG、IPG、PPG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“脉冲”以某种方式受BP影响。更具体地，在贴片传感器上运行的嵌入式固件使用“节拍”算法处理这些波形中的脉冲，以确定与每个脉冲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、IPG、PPG和PCG波形内的脉冲的基准标记用“×”符号表示。

在图8A中示出了由贴片传感器测量的ECG波形。ECG波形包括心跳引起的QRS复合波，QRS复合波非正式地标记每个心动周期的开始。图8D示出了PCG波形，PCG波形是用声学模块测量的，并且特征在于S1和S2心音。图8B示出了PPG波形，PPG波形由光学传感器测量，并指示心跳引起的血流产生的下层毛细血管的体积变化。IPG波形包括DC(Z₀)和AC(dZ(t))分量：Z₀通过测量下层的电阻抗来指示胸腔中的积液量，并表示IPG波形的基线；dZ(t)，如图8C中所示，跟踪胸脉管系统中的血流并表示IPG波形的搏动分量。dZ(t)–dZ(t)/dt的时间相关导数包括明确定义的峰值，该峰值指示胸脉管系统中的最大血流速率。在图8E中示出了加速度计测量的运动波形。

ECG波形(图8A)中的每个脉冲的特征在于描绘单次心跳的QRS复合波。在贴片传感器上的固件中运行的特征检测算法计算QRS复合波与其他每个波形上的基准标记之间的时间间隔。例如，将PPG波形(图8B)中的脉冲“脚”与QRS复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，VTT是ECG以外波形中的基准标记之间的时间差，诸如PCG波形(图8D)中脉冲中的S1或S2点与PPG波形的脚(图8B)之间的时间差。或者是dZ(t)/dt波形中的脉冲峰值和PPG波形的脚(图8B)之间的时间差。通常，从ECG以外的波形确定的任何一组与时间相关的基准点都可以用于确定VTT。从四种生理波形中的脉冲中提取的PAT、VTT和其他时间相关参数在本文中被统称为“INT”值。另外，贴片传感器中的固件计算关于一些波形中的心跳诱发脉冲的幅度的信息；这些在本文中称为“AMP”值。例如，IPG波形的AC分量的导数中的脉冲幅度((dZ(t)/dt)max)指示胸动脉的容积扩张和正向血流，并且与SYS和心脏的收缩力相关。

用于计算SYS和DIA的一般模型涉及从贴片传感器测量的四个生理波形中提取INT和AMP值的集合，然后使用基于机器学习和人工智能的算法来处理这些值以确定血压。例如，图9A至图9F示出了可能与BP相关的不同INT和AMP值。INT值包括：从PCG波形中的脉冲分离R和S2的时间(RS2，如图9A所示)；从IPG波形的AC分量中分离R和脉冲导数基数的时间(RB，图9B)；从PPG波形中分离R和脉冲的脚的时间(PAT，图9D)；以及从IPG波形的AC分量中分离R和脉冲导数的最大值的时间(RC，图9E)。AMP值包括：来自IPG波形的AC分量的脉冲导数的最大值((dZ(t)/dt)max，图9C)；以及IPG波形的DC分量的最大值(Z₀，图9F)。这些参数中的任何一个都可以与下面定义的校准结合使用来确定血压。所有这些基准值都可以作为基于机器学习和人工智能的血压模型的输入。

根据本发明的用于确定BP的方法涉及首先在短的初始时间段期间校准BP测量值，然后将所得校准用于随后的测量。校准过程通常持续约5天。校准涉及使用基于袖带的BP监视器采用示波法对患者进行多次(例如，2到4次)测量，同时收集如图9A至图9F中所示的INT和AMP值。每个基于袖带的测量都会产生SYS、DIA和MAP的分离值。在实施例中，基于袖带的BP测量之一与改变患者BP的“挑战事件”一致，诸如挤压手柄、改变姿势或抬高他们的腿。挑战事件通常会导致校准测量的变化；这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监视器彼此无线通信；这允许校准过程完全自动化，诸如两个系统之间的信息可以自动共享而无需任何用户输入。处理INT和AMP值，诸如使用图9中所示并在以下更详细描述的方法来产生“BP校准”。这包括SYS和DIA的初始值，它们通常是使用基于袖带的BP监视器和患者特定模型进行的多次测量的平均值，患者特定模型与选定的INT和AMP值结合使用以无袖地确定患者的血压。校准周期(约5天)，与常规住院时间一致；在此之后，贴片传感器通常需要重新校准以确保准确的BP测量。

可替选实施例

这里所述的贴片传感器可以具有不同于图1中所示的形状因数。例如，图11A示出了这样的可替选实施例。与上述优选实施例一样，图11A中的贴片传感器210的特征在于两个主要组件：佩戴在患者胸部中心附近的中心感测/电子模块230，以及佩戴在患者左肩附近的光学传感器236。电极引线241、242测量ECG和IPG波形的生物电信号并将中心感测/电子模块230固定到患者12，与上述方式类似。柔性的、含电线的电缆234连接中心感测/电子模块230和光学传感器236。在这种情况下，中心感测/电子模块230的特征在于基本矩形形状，与图1中所示的基本圆形形状相反。光学传感器236包括两个电极引线247、248，它们连接到粘性电极并帮助将贴片传感器210(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，铰接臂允许其在患者肩部附近进一步向外延伸，由此增加其与中心感测/电子模块230的距离。图11B示出了佩戴在患者12胸部的贴片传感器210。

电极引线241、242、247、248形成两“对”引线，其中，引线241、247之一注入电流以测量IPG波形，而另一引线242、248感测生物电信号，然后，生物电信号被中心感测/电子模块230中的电子设备处理以确定ECG和IPG波形。由贴片传感器测量的IPG波形可以在多个频率下测量，并由阻抗幅度和相位角定义，这两者都随时间变化并且可以使用不同频率的注入电流进行测量。例如，图12示出了在不同频率下测量的电阻(表示阻抗幅度)和电抗(表示阻抗相位角)。通常，与传统IPG波形相比，与时间相关的电抗波形产生更准确的SV和CO值。在低频下，由于细胞壁的电容，从IPG测量注入的电流无法穿透它遇到的细胞，因而主要采样细胞外液；为此，可能期望进行低频测量来表征细胞外液等参数。在高频下，从IPG测量注入的电流穿过细胞壁，因而对细胞内和细胞外液这两者进行采样。这里所述的贴片传感器可以包括在一个或多个频率下进行的IPG、电阻和/或电抗测量。

声学模块232包括测量来自患者12的心音的一个或多个固态声学麦克风(图中未示出，但与图1中所示的类似)。光学传感器236通过柔性电缆234附着到中心传感/电子模块30，并且特征在于光学系统(图中也未示出，但与图1所示的类似)，光学系统包括以圆形图案布置的光电检测器阵列，其围绕在红光和红外光谱区域中发出辐射的LED。在测量期间，从LED依次发出的红光和红外辐射照射患者胸部的下层组织并反射，并被光电检测器阵列检测到。

在其他实施例中，使用第一或第二(或这两者)心音的幅度来预测血压。通常血压随着心音的幅度以线性方式升高。在实施例中，可以使用描述这种线性关系的通用校准来将心音幅度转换为血压值。例如，这样的校准可以从对大量受试者进行的临床试验中收集的数据确定。这里，描述血压和心音幅度之间关系的数值系数由试验期间确定的拟合数据确定。这些系数和线性算法被编码到传感器中，以在实际测量期间使用。可替选地，可以通过在实际测量之前的校准测量期间测量参考血压值和对应的心音幅度来确定患者特定校准。然后可以如上所述地拟合来自校准测量的数据以确定患者特定校准，然后使用患者特定校准将心音转换为血压值。

在实施例中，可以在贴片中使用IPG和PCG传感器以检测呼吸状况。例如，在使用贴片进行的研究中，N＝11名受试者(9M，2F)经历：1)正常呼吸(最初和所有呼吸事件之间)；2)咳嗽(5次；2次事件)；3)喘息(5次；2次事件)；以及4)呼吸暂停(1次事件)。使用贴片来测量受试者，贴片贴在每名受试者的胸部以收集以下时间相关波形：1)心电图(ECG)；2)光学光体积描记图(PPG)；3)阻抗体积描记图(IPG)；4)加速度计信号(ACC)；以及5)声学心音图(PCG)。对于这样的分析，处理PCG波形以确定“香农包络图(Shannon Envelogram)”，香农包络图通过渲染基本上表示下层高频信号的包络来简化分析。在三分钟的测量期间，每名受试者都经历了上面列出的4次呼吸事件(前60秒发生正常呼吸；随后是呼吸事件，如图13中的虚线所示)，同时贴片测量了时间相关波形。图13示出了从参与研究的单个受试者收集的样本波形。在测量后，每个波形都由受试者问题专家进行分析，并根据其准确表征不同呼吸事件的能力进行排名，“0”等级表示没有能力，“3”等级表示能力出色。这是一种非正式的分析，之后会以更严格的方式进行(例如，包括真阳性/阴性和假阳性/阴性这两者排名的分析)。这些结果总结如下：

·表征正常呼吸的最佳波形：IPG

·表征呼吸暂停的最佳波形：IPG

·表征咳嗽的最佳波形：IPG、ACC、PPG、PCG

·表征喘息的最佳波形：IPG、ACC、PPG

上述结果指示贴片的IPG波形非常适合表征常见的呼吸事件，诸如正常呼吸、咳嗽、喘息和呼吸暂停。一种新型阻抗传感器测量该波形。该阻抗传感器的特征在于阻抗测量电路，该阻抗测量电路将高频(100kHz)、低安培(～4mA)电流注入患者胸部。呼吸事件改变胸内的气流，因而改变其阻抗，允许阻抗测量电路和相关联的嵌入式代码轻松地检测到它们，如图13中所示。

作为后续实验，如图13中所示，使用放置在胸部的阻抗传感器(针对IPG波形)和放置在手腕(针对PPG波形)上的光学传感器同时测量经历上述呼吸事件的单个受试者。这允许将贴片的测量结果与使用传统腕戴式活动/心率监视器进行的测量进行直接比较。图13示出了所得波形，其中彩色虚线表示如上所述的咳嗽、喘息和呼吸暂停，而灰色虚线表示正常呼吸。

IPG和PPG波形这两者清楚地示出了心跳诱发的脉冲。在IPG波形中处理脉冲会产生心率、每搏输出量和心输出量，而在PPG波形中处理它们会产生心率和脉搏血氧饱和度。然而，如上所述，仅胸部测量的IPG波形示出了由于正常呼吸、咳嗽、喘息和呼吸暂停引起的清晰的幅度调制；手腕测量的PPG波形没有任何明显的特征来指示这些呼吸事件。数据表明，在检测呼吸事件方面，胸戴式IPG传感器优于腕戴式PPG传感器。

在咳嗽和喘息期间收集的IPG和PCG波形的时域和频域分析表明，这两种呼吸事件具有不同的“呼吸形态”，意味着传感器可能可以使用传统的信号处理技术在它们之间进行划分。例如，图14示出了在单个受试者咳嗽(分别为左上和右上)和喘息(左下和右下)时测量的IPG和PCG波形的时域和频域图。PCG波形似乎对不同的呼吸事件特别敏感。咳嗽的特点是波形中出现短暂的、时间相关的“突发”，特征在于相对高频的分量；相比之下，喘息的特征在于由相对低频分量组成的更拉长轮廓。基于这些初步结果，使用标准信号处理技术处理的IPG和PCG波形(单独使用或与更复杂的机器学习算法结合使用)似乎能够对不同的呼吸事件进行分类。

第一心音和第二心音这两者通常由声频的集合或“数据包”组成。因而，当在时域中测量时，心音通常特征在于数据包内的许多紧密堆积的振荡。这会使测量心音幅度变得复杂，因为不存在明确定义的峰值。为了更好地表征幅度，可以使用信号处理技术在心音周围绘制包络，然后测量包络的幅度。一种众所周知的技术包括使用香农能量包络图(E(t))，其中，E(t)中的每个数据点计算如下：

其中，N是E(t)的窗口大小。在实施例中，也可以使用用于确定心音包络的其他技术。

一旦计算了包络，就可以使用标准技术确定其幅度，诸如取时间相关的导数以及评估零点交叉。通常，在使用幅度计算血压之前，通过将幅度除以从早期心音(例如，在校准期间测量的心音)测量的初始幅度值，将幅度转换为归一化幅度。归一化幅度表示幅度的相对变化被用于计算血压；这通常会使得测量更准确。

在其他实施例中，可以使用外部设备来确定声学传感器与患者的耦合程度。例如，这样的外部设备可以是压电“蜂鸣器”或类似设备，其生成声学声音并被结合到基于贴片的传感器中，靠近声学传感器。在测量之前，蜂鸣器以已知的幅度和频率产生声学声音。声学传感器测量声音，然后将其幅度(或频率)与其他历史测量值进行比较，以确定声学传感器与患者的耦合程度。例如，相对较低的幅度表示传感器耦合不良。这种场景可能会导致警报，提醒用户应该重新施加传感器。

在其他可替选实施例中，本发明可以使用算法的变化来寻找INT和AMP值，然后处理这些值以确定BP和其他生理参数。例如，为了提高IPG、PCG和PPG波形内脉冲的信噪比，在贴片传感器上运行的嵌入式固件可以运行被称为“beatstacking”的信号处理技术。例如，通过beatstacking，从来自IPG波形的多个(例如，七个)连续脉冲计算平均脉冲(例如，Z(t))，这些脉冲是通过对ECG波形中相应QRS复合波的分析来描述的，然后再一起平均。然后，在七个样本窗口上计算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位置的边界点。如上所述地使用该参数。通常，beatstacking可以用于确定上述任何INT/AMP值的信噪比。

在其他实施例中，可以修改图9中所示的流程图指示的BP校准过程。例如，可以选择两个以上的INT/AMP值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测量来计算BP校准数据。在又一其他实施例中，可以使用非线性模型(例如，使用多项式或指数函数的模型)来拟合校准数据。

在又一其他实施例中，可以使用灵敏的加速度计代替声学传感器来测量由患者的下方跳动心脏驱动的胸部的小规模震动运动。此类波形被称为心震图(SCG)，并且可以代替PCG波形，或与其一起使用。

虽然已经对本发明进行了足够详细的描述和例证，以供本领域技术人员制作和使用本发明，但是在不脱离本发明的精神和范围的情况下，各种替选、修改和改进应是显而易见的。本文提供的实施例是优选实施例的代表，是例证性的，无意限制本发明的范围。本领域技术人员应想到其中的修改和其他用途。这些修改被包含在本发明的精神内并且由权利要求的范围限定。

对于本领域技术人员而言显而易见的是，在不脱离本发明的范围和精神的情况下，可以对本文公开的发明做出各种替换和修改。

说明书中提及的所有专利申请、专利、出版物和其他参考文献均表示本发明所属领域的技术人员的水平，并且各自通过引用并入本文。本文引用的参考文献不被认为是要求保护的发明的现有技术。

除非另外定义，否则本文使用的所有技术和科学术语具有与本发明所属领域的技术人员通常理解的相同的含义。在发生冲突的情况下，以本说明书(包括定义)为准。

说明书和权利要求中的冠词“一”、“一个”和“该”的使用应解释为涵盖单数和复数，除非本文另有说明或与上下文明显矛盾。术语“包含…”、“具有…”、“为…”(如“为化学式”)、“包括…”以及“含有…”应解释为开放术语(即，意为“包括但不限于…”)，除非另有说明。另外，无论何时在实施例中使用“包含…”或另一开放式术语，都应理解，使用中间术语“基本上由……组成”或闭合术语“由……组成”可以更狭义地要求保护同一实施例。

术语“大约”、“近似地”或“近似”，当与数值结合使用时，意味着包括数值的集合或范围。例如，“大约X”包括X的±20％、±10％、±5％、±2％、±1％、±0.5％、±0.2％或±0.1％的值范围，其中，X是数值。在一个实施例中，术语“大约”是指比指定值多或少10％的值范围。在另一实施例中，术语“大约”是指比指定值多或少5％的值范围。在另一实施例中，术语“大约”是指比指定值多或少1％的值范围。

值范围的叙述仅旨在用作单独引用落入该范围内的每个单独值的速记方法，除非本文另有说明，并且每个单独值都被并入说明书中，就好像它在本文中单独引用一样。除非另有说明，否则本文所用的范围包括该范围的两个界限。例如，术语“在X和Y之间”和“从X到Y的范围”包括X和Y以及它们之间的整数。另一方面，当在本公开中提及一系列个体值时，在本公开中也设想包括两个个体值中的任一个作为两个端点的任何范围。例如，表述“大约100mg、200mg或400mg的剂量”还可以表示“剂量范围为100至200mg”、“剂量范围为200至400mg”或“剂量范围为100至400mg”。

本文示例性描述的本发明可以在不存在本文未具体公开的任何一个或多个元素、限制或限制的情况下适当地实施。因而，例如，在本文的每个实例中，术语“包含…”、“基本上由…组成”和“由…组成”中的任何一个可以替换为其他两个术语中的任一个。已采用的术语和表达被用作描述而非限制，并且在使用此类术语和表达时无意排除所示和所述的特征或其部分的任何等效物，但应认识到在要求保护的本发明的范围内可以进行各种修改。因而，应理解，虽然本发明已经通过优选实施例和可选特征具体地公开，但是本领域技术人员可以对本文公开的概念进行修改和变化，并且这些修改和变化应被认为是在所附权利要求书所限定的本发明的范围内。