CN101495034B - 用于检测脉搏波从对象的动脉系统的经过的传感器 - Google Patents

Abstract

为了提供用于测量对象的血压和/或其他生命体征的易于使用的技术，提出了一种用于检测脉搏波从对象的动脉系统的经过的传感器，所述传感器适于被定位在对象身体外部的感测位置上，其特征在于，所述传感器包括多个电线圈，所述电线圈用于以如下方式生成与对象身体的电感耦合，即如果脉搏波经过所述感测位置下的筛查体积，那么所述电感耦合的特性将发生变化，此外，所述传感器还包括连接至所述多个电线圈的电路，所述电路适于检测所述电感耦合的所述特性的变化。

Description

用于检测脉搏波从对象的动脉系统的经过的传感器

技术领域

本发明涉及用于检测脉搏波从对象的动脉系统的经过的传感器和方法。此外，本发明还涉及一种适于附着至对象身体外部的无创测量系统，并且还涉及用于确定对象的各种生命体征的方法。 

背景技术

血压(BP)是最重要的生理参数之一，其在医学诊断、预防以及疾病管理系统中起着重要的作用。血压是心血管疾病和肾病的一种独立风险因素。2006年，美国有6500万成年人患有高血压，即收缩压＞140mmHg且舒张压＞90mmHg，和/或使用抗高血压药。此外，美国成年人中有四分之一处于“高血压前期”。这些数字表明，高血压带来了沉重的社会负担，并且已经预期新的血压监测和治疗方面的策略。除了医院的定点测量之外，目前建议将血压测量扩展成基于家庭的连续监测。 

有几种公认的以无创方式提供测量BP值的方法和设备：例如，采用血压计(听诊法)，采用用于自我测量法的留传最广的示波测量技术，采用张力测量法或者采用Penaz的指袖带法。所有的方法均采用袖带，并且必须向对象身体施加外部压力。 

无人监督的BP测量易于受到由于限定不好的测量条件(例如，变化的室温、袖带位置和袖带尺寸)和/或患者不依从(测量之前5分钟内无身体活动，患者的错误位置)而造成的测量伪影的影响。 

最近的研究表明，在动脉BP和在动脉树内传播的脉搏波速度(PWV)之间存在密切的关系，其允许以从逐个心跳的方式确定BP。这一技术不需要用于测量的袖带，也不需要对患者身体施加外部压力。可以由通过流体动力学理论知道的Moens-Korteweg关系导出动脉内的BP和PWV的简化关系： 

$c=\sqrt{\frac{{\mathrm{hE}}_t}{2\mathrm{\ρR}}}$ 方程1 

其中，c表示脉搏波速度，E_t表示动脉的切向弹性模量，ρ表示血液密度，R表示动脉半径，h表示动脉壁厚度。BP和PWV的关系是通过弹性模量E_t与BP之间的相关性给出的，例如，在US 4,425,920中对此给出了说明。 

可以通过测量压力脉搏波在动脉系统内通过某一距离所需的时间来确定PWV。将这一传播时间称为脉搏波传导时间(PTT)，根据现有技术有很多种已知的测量PTT的方法：例如，通过测量脉搏波经过间距为d的两点的时间差，或者通过测量心电图(ECG)信号中的R峰和来自体积描记传感器的在某一身体位置处动脉内经过的脉搏波之间的时间差。之后，可以采用PTT作为PWV的替代。 

根据现有技术，已知很多PTT测量设置，例如 

-ECG和光电体积描记术(PPG)的结合使用，其中，通过R峰和PPG内的特征点之间的时间差给出PTT， 

-ECG和激光多普勒血流测量的结合使用， 

-ECG和一条胳膊上的生物阻抗测量(IPG，阻抗体积描记术)的结合使用，其中，通过R峰和IPG内的特征点之间的时间差给出PTT(例如，参考美国专利US 6,648,828)， 

-ECG和超声血流测量的结合使用， 

-胸部的阻抗心动描记术(ICG)和IPG的结合使用，或者 

-间距为d的两点之间的“局部”PTT值的测量，其中，第一PPG是在(例如)腕部测得的，第二PPG是在(例如)手指处测得的。 

所有的这些方法都具有几种缺陷。超声传感器需要用于实现适当功能的接触凝胶。阻抗和ECG测量必须借助电极完成，并且通常必须将所述电极粘合到皮肤上。PPG和激光多普勒传感器必须被放置到身体上动脉靠近皮肤的点上。由于手腕到手指的距离小，因而“局部”PTT值的测量准确性很低，这是由动脉靠近皮肤的要求导致的。 

基于ECG信号的PTT测量的缺点在于，要使心脏的电学功能与机械测量相关。射血前期(PEP)，即心肌的等容(iso-volumetric)收缩可能对PTT 存在强烈影响，而其与BP则没有关系。 

US5,309,916描述了用于测量血压的设备，其包括可释放地附着到身体外部且与电子电路导电连接的传感器布置。将该传感器布置和电路配置为在身体的至少一个测量区域内确定作为如下变量的量度的值，该变量以脉搏跳动的节律随时间周期性变化并且与血压相关联。例如，该变量可以是流速和/或流量和/或动脉血量和/或横截面大小和/或动脉血管的血流横截面面积。传感器和电路还确定作为脉搏波速度的量度的值。 

EP1350460描述了一种生命体征检测传感器和传感器控制设备，其中，该传感器设备包括发电单元，其接受外部能量(电力载波无线电波)并由这种能量生成直流电力；生命体征检测单元，其被供应来自发电单元的直流电力，并且同时检测用户的生命体征；以及生命体征传送单元，其被供应来自发电单元的直流电力，并且同时以不用电线的方式传送所检测的生命体征。 

发明内容

本发明的目的在于提供一种易于使用的用于测量对象的BP和/或其他生命体征的技术，在所述技术中，避免了上述缺陷。 

根据本发明，这一目的是通过用于检测脉搏波从对象动脉系统的经过的传感器实现的，所述传感器适于定位在对象身体的外部上的感测位置处，其特征在于，所述传感器包括多个电线圈，所述电线圈用于以如下方式生成与对象身体的电感耦合，即如果脉搏波经过所述感测位置下面的筛查体积，那么所述电感耦合的特性将发生变化，此外所述传感器还包括连接至所述多个电线圈的电路，所述电路适于检测所述电感耦合的所述特性变化。 

根据本发明，这一目的还是通过用于检测脉搏波从对象动脉系统的经过的方法实现的，所述方法包括如下步骤：以如下方式在多个电线圈和对象身体之间生成电感耦合，即如果脉搏波经过位于感测位置下面的筛查体积，那么所述电感耦合的特性将发生改变；以及检测所述电感耦合的所述特性变化。 

根据本发明，这一目的还是通过采用了所述传感器的各种无创测量系统实现的，在下文中将对其予以更为详细的说明。 

此外，根据本发明，这一目的还是通过一种在计算机内执行的计算机程序实现的，所述计算机程序对来自传感器的信号进行分析，从而检测脉搏波从对象动脉系统的经过，在所述检测过程中，以如下方式在多个电线圈和对象身体之间生成电感耦合，即如果脉搏波经过所述感测位置下面的筛查体积，那么所述电感耦合的特性将发生变化，所述程序包括当在计算机内执行所述计算机程序时用于检测所述电感耦合的所述特性变化的计算机指令。因而，能够基于根据本发明的计算机程序的指令实现根据本发明的必然技术效果。可以将这样的计算机程序存储在诸如CD-ROM的载体上，或者可以通过因特网或其他计算机网络提供所述计算机程序。在执行之前，例如利用CD-ROM播放器从该载体读出所述计算机程序，或者从因特网读出所述计算机程序，并将其存储到计算机的存储器内，由此将所述计算机程序加载到计算机内。所述计算机尤其包括中央处理单元(CPU)、总线系 统、诸如RAM或ROM等的内存装置、诸如软盘或硬盘单元等的存储装置以及输入/输出单元。或者，采用(例如)一个或多个集成电路在硬件中实现本发明的方法。 

本发明的基本思想在于采用磁感应原理检测脉搏波的经过。所提出的放置在某一身体部位上的传感器检测某些参数的变化，所述变化代表脉搏波的经过。这些参数为血液容积、几何形状和电导率。由于血液的电导率取决于血液的速度，因而如果脉搏波经过，那么血液的电导率将发生变化。同时，由于脉搏波的经过血管的几何形状将发生变化(增大和收缩)，因而筛查体积内的血液容积将发生变化。换言之，感测筛查体积内的血液容积变化以及在筛查的身体体积内所述感测位置下面，即传感器所在位置的下面的几何变化和电导率变化。为了感测这些变化，所述传感器包括多个电线圈，即，一个或多个电线圈，连同适当的电子驱动电路。采用磁感应原理检测脉搏波。上述变化导致了对象身体和传感器线圈之间的磁耦合的累积变化，其中，采用所述变化检测所述脉搏波。基于所述检测到的脉搏波，确定PTT和/或PWV。可以采用这些值确定已经检测了其脉搏波的对象的BP。 

就本发明而言，有可能实现对BP和其他生命参数的无接触的、无创测量。不需要袖带。无需将所提出的传感器粘合到皮肤上，而且也不需要接触凝胶。传感器的位置不限于动脉接近皮肤的位置。还可以检测到来自身体内的更深处的动脉的脉搏波。 

此外，如果将传感器放到心脏位置的周围，那么传感器的信号将含有有关抽运周期过程中心脏的瞬时机械运动的信息。其实现了对脉搏波开始从心脏向外侧动脉传播的时间点的精确测量。因此，如果采用这一传感器作为用于BP测量的近接式传感器(proximal sensor)，那么将避免包含PEP。 

可以将本发明用于(例如)对脉搏率、呼吸率、脉搏波传导时间的无创测量以及对动脉血压的无创连续确定。 

由于可以将所提出的传感器用于可移动的和可佩戴的测量系统，因而能够实现易于使用的BP测量过程。可以将本发明用于BP以及诸如心率和呼吸率的其他生命信号的无人监督的、长期连续监测。 

附图说明

在下文中将借助示例参考下述实施例和附图详细说明本发明的这些和其他方面，其中： 

图1示出了一般测量原理； 

图2示出了等效电路； 

图3示出了具有两个线圈的实验设置； 

图4示出了取决于动脉的半径变化的接收线圈的相关信号幅度； 

图5示出了在血液容积脉搏波经过线圈布置时接收线圈内的相关电压变化； 

图6示出了具有三个线圈的实验设置； 

图7示出了单线圈布置的第一电路； 

图8示出了单线圈布置的第二电路； 

图9示出了单线圈实施例中的电流频率相关性； 

图10示出了单线圈实施例中的电流频率相关性； 

图11示出了单线圈布置的第三电路； 

图12是示出了电路102中的“取样”模式和“保持”模式之间的切换； 

图13示出了双线圈布置的电路； 

图14示出了测量设备的示例；以及 

图15示出了测量设备的另一个示例。 

附图标记

10 测量线圈 

11 组织 

12 初级线圈 

13 体线圈 

20 场线圈 

21 测量线圈 

22 动脉 

23 血流的方向 

30 曲线 

31  曲线 

40  电压差 

50  电源点 

51  测量线圈 

52  电阻器 

53  差分放大器 

54  差分放大器 

55  混频器 

56  低通滤波器 

60  电源线 

81  测量线圈 

82  振荡器 

83  放大器 

84  放大器 

85  混频器 

86  低通滤波器 

87  移相器 

88  PI控制器 

92  振荡器 

93  缓冲器 

94  缓冲器 

95  混频器 

96  低通滤波器 

97  移相器 

98  控制器 

99  取样和保持元件 

100 控制电路 

101 控制电路 

102 控制电路 

103 控制电路 

110 锁相放大器 

111 输入通道/参考通道 

112 输入通道/测量通道 

113 移相器 

114 带通滤波器 

115 混频器 

116 缓冲器 

117 缓冲器 

118 低通滤波器 

200 谐振曲线 

300 腕部 

310 腕带 

320 测量线圈 

330 测量线圈 

具体实施方式

本发明是以感应法为基础的。图1针对单线圈实施例示出了一般原理。由测量线圈10内的电流生成的磁场在所要筛查的对象身体的导电组织11内感应出了涡流(容积导体内的涡流的感生)。 

图2所示的用于对具有单线圈设置的测量系统建模的等效电路采用标准的电学元件描述了根据图1的情况。初级电路12的测量线圈10通过感应系数L_1i耦合至身体电路13，所述身体电路主要是由对象身体的筛查体积11内的组织、血管和骨骼的电特性定义的。由于筛查的身体体积11内的变化，电路12、13的谐振频率和阻抗也发生变化。例如，由于红血球的对准，在心搏过程中的不同流速上，血液将表现出不同的电阻。此外，由于血管的膨胀或缩小，还存在几何形状的变化。检测这些变化，并将其用于确定脉搏波在筛查的体积内的经过。可以采用下述方程对测量系统建模： 

$L_1{\stackrel{\·\·}{I}}_1+L_{12}{\stackrel{\·\·}{I}}_2+R_1{\stackrel{\·}{I}}_1+\frac{I_1}{C_1}=\stackrel{\·}{U}$ 方程2 

$L_2{\stackrel{\·\·}{I}}_2+L_{12}{\stackrel{\·\·}{I}}_1+R_2{\stackrel{\·}{I}}_2+\frac{I_2}{C_2}=0$ 方程3 

其中，L₁₂是通过下述方程在i＝1，j＝2的情况下给出的： 

$L_{\mathrm{ij}}=\frac{{\mathrm{\μ}}_0}{4\mathrm{\π}{I}_i{I}_j}\underset{V,V^{\′}}{\∫\∫}\frac{{\stackrel{\→}{j}}_i\·{\stackrel{\→}{j}}_j^{\′}}{|\stackrel{\→}{r}-{\stackrel{\→}{r}}^{\′}|}\mathrm{d\τ}{\mathrm{d\τ}}^{\′}$ 方程4 

根据下述表达式，可以从数学上，将根据图2所示的单线圈布置中的等效电路的初级电路12中的电流幅度表示为简化的柱面问题(cylindricalproblem)： 

$\hat{I}=\frac{\mathrm{i\ω}{U}_0}{\frac{1}{C_1}+{\mathrm{\ω}}^2(L_{11}+\frac{1}{2\mathrm{\π}}\underset{i=1}{\overset{k}{\mathrm{\Σ}}}\frac{{\mathrm{\σ}}_i\left(t\right)L_{1i}^2\left(t\right)}{r_i}+\mathrm{i\ω}{R}_1)}$ 方程5 

其中，U₀表示驱动振荡器的幅度，R₁表示初级电路的电阻，C₁表示初级电路中的电容，L₁₁表示初级线圈的自感，L_1i表示初级线圈和环形涡流(circle eddy current)的耦合电感，σ表示次级电路的电导率(描述组织电导率)，ω表示角频率。根据方程5可以看出，可测量的电流 

取决于耦合系数L_1i(t)和电导率变化σ(t)。 

已经采用实验法和数值法对在对象腕部使用的具体传感器构造进行了建模。图3示意性地示出了用于估算动脉的半径变化的灵敏度的实验设置。由两个轴相互垂直的线圈20和21形成了线圈布置。场线圈20L_e生成了初级磁场，其受到与L_e垂直定位的感测或接收线圈21 L_m的筛查(screen)。已经采用填充了电导率与血液类似的水的弹性管对动脉22进行了建模。通过箭头23示出了血流的方向。通过管内的压力增加改变管的半径R。可以采用下述设置参数：ω＝2π·4MHz，感测线圈L_m的半径＝5cm，初级线圈L_e的半径＝5cm。可以通过公知的锁相法测量接收线圈L_m中感应出的电压。 

在图4中示出了图3所示的设置的实验结果。具体而言，图4示出了相对于两个不同的背景电导率测得的取决于管半径的相对变化的接收线圈L_m的相关信号幅度(相关电压变化U_m/U_m0(U_m0是指R＝R₀的情况))。采用空气(电导率为0Sm^-1)作为第一背景(第一曲线30)。采用模拟了脂肪电导率(0.04Sm^-1)的导电水作为第二背景(第二曲线31)。可以看出，即使在脂肪的背景下由于管22的半径变化也能够观察到可测量的效果。可以 针对不同的身体位置以及实际的动脉几何形状，例如，股动脉(femoralis)或颈动脉(carotis)按比例缩小所述设置的大小。 

在图5中示出了数值模拟的结果。已经采用具有实际实施例的大小的模型执行了所述模拟。用于这一模拟的设置与图3类似，其具有与第一接收线圈L_m121相对的额外接收线圈L_m221′。图6示意性地示出了这一设置。可以采用下述参数：初级线圈L_e的半径＝15mm，感测线圈L_mi的半径＝2.5mm(正交对准)，L_e与脂肪的距离＝5mm，L_m1与L_m2的距离＝50mm，动脉半径＝1.5mm，脉管半径＝2.5mm，空气/动脉距离＝1.5mm，背景脂肪＝0.04Sm^-1，血液电导率＝0.7Sm^-1。 

图5示出了对于脂肪背景而言，当血液容积脉搏波经过所述布置时计算出的接收线圈L_m1和L_m2二者内的相关电压变化。在血液容积脉搏波经过过程中，存在大约5％的最大相关电压变化。由于采用了对称布置，因而在两线圈内存在两个类似的电压差异40。从图5可以看出，能够容易地检测到这一电压变化。因而可以采用所提出的方法以非常舒适的方式检测出血流脉搏波。 

为了实现磁感应原理，可以采用单线圈布置或双线圈布置。如果采用了单线圈设置，那么所述测量将以由于筛查的身体体积的影响产生的线圈参数的变化为基础。具体而言，在导电材料(例如，具有脉搏波形式的血液)经过线圈的位置时，能够观察到线圈电压和通过线圈的电流之间的相位角的变化。图7示出了用于测量所述相位角的单线圈设置的控制电路100。AC电源点50向测量线圈L51和电阻器R52的串联结构施加电压。电阻器R52上的电压降与通过线圈L51的电流成比例。采用第一差分放大器53确定线圈L51上的电压降。采用第二差分放大器54确定电阻器R52上的电压降，所述电压降也是通过线圈L51的电流的量度。通过下式给出了差分放大器53、54的输出信号 

x_U(t)＝A_U·sin(ωt)方程6 

方程7 

在上述方程中，ω代表馈入交变电流U_AC的角频率，φ代表(有待确定的)电压和电流之间的相位角，A_U和A_I是差分放大器53、54的放大因子。采用混频器(mixer)55生成电压X_U(与电压U成比例)和电压X_I(与 电流I成比例)的积。将这一积表示为U_同相。 

方程8 

方程9 

采用低通滤波器LP 56消除较高频率(图9中的2ω)，并生成所得到的输出信号U_输出。 

方程10 

就“理想”电感而言，线圈电压将比线圈电流领先 

在这种“理想”的情况下，输出信号U_输出为零，因为cos(90°)＝0。由于线圈L51和导电组织(图7中未示出)的电感耦合，相位角 将降低，并输出信号U_输出将不为零。换言之，通过线圈L51的代表具有变化的通过量的血液容积的动脉内的血液脉搏波将调节输出信号U_输出的幅度。 

在实际的操作当中，无法获得纯电感测量线圈L51。由于线圈电源线60的原因，存在寄生耦合，参考图8。这些耦合虽小，但是会导致电容效应。测量线圈L81和并联寄生电容器的组合形成了谐振电路。典型地，这样的测量线圈L81的自谐振频率为数MHz。换言之，所述自谐振角频率处于测量角频率ω的频率范围内。 

与经过脉搏波的电磁耦合将使谐振幅度衰减，并且将使测量设置的谐振频率失谐。也可以将这些效果用于脉搏波检测。 

下文将说明在线圈的自谐振频率上操作单线圈设置的方法。出于这一目的，采用了闭环控制电路101。代替采用AC电源点U_AC，可以采用具有可变频率的电压控制振荡器82。振荡器82为并联谐振电路馈电，所述并联谐振电路由测量线圈L81和寄生电容(电源线60)构成。在图8中，采用了基本缓冲放大器83、84替代差分放大器，从而得到较低的布线要求。但是，也可以采用差分放大器。 

在图8所示的闭环控制电路中，提供了“误差”电压e作为混频器85和低通滤波器86的所得到的信号。其目的在于将这一误差值调整为零。与图7所示的实施例相比，在图8所示的实施例中，采用了额外的90°移相器87，其采用方式是，如果线圈L81的电压和电流同相(相位角＝0°)，那么电压e等于零，在图7所示的实施例中，如果线圈电压和线圈电流具有90°的相位角，那么混频器55和低通滤波器56的所得到的电压将变为零。在 振荡电路中，如果工作频率等于谐振频率，就是这种情况。只要误差电压e不为零，接收误差电压e的PI控制器88就会调节其输出电压U_输出，从而使其输入电压变为零(e＝0)。换言之，PI控制器88采用误差电压e来生成用于电压控制振荡器82的控制电压U_控制。对振荡器82加以控制，直到误差电压e等于零，即，达到当前的谐振频率为止。 

代替采用PI控制器88(比例积分控制器)，也可以采用P控制器(比例控制器)。在这种情况下，只能将误差电压e调整至最小值，该值取决于P控制器的放大因子。但是具有积分部分的PI控制器将对最低的误差电压e积分。也可以采用就目前工艺水平而言已知的其他控制器。 

所示的设置的输出值是振荡器82的控制电压U_控制。如果由于脉搏波经过线圈L81而使谐振频率变化，那么控制环控制电路将相应地调谐振荡器82，因而振荡器82的控制电压U_控制将发生变化。 

图9示出了在 

(谐振频率f₁)的情况下，单线圈实施例(并联振荡电路)中的典型电流一频率相关性。就谐振而言，相位角为零，即，电压和电流同相。换言之，电流I仅由I_同相部分构成。就谐振而言，可以采用信号X_I作为第二输出值，如图8所示。信号X_I对应于谐振曲线的幅度，该谐振曲线表示振荡电路的衰减。如果由于诸如血液的导电材料的原因使得振荡电路的衰减高，那么所述谐振曲线将表现出低幅度。 

图8所示的设置允许确定当前谐振频率，以及确定振荡电路的衰减，两值均取决于接近测量线圈L81的导电材料的存在(例如，经过脉搏波)。 

在另一实施例中，采用了对于测量灵敏度非常高的情况尤为有利的测量设置。而且，仍然将所述设置构建为闭环控制电路102，其中，对振荡器92加以控制，从而达到处于谐振曲线200的边缘上的某一点，而不是达到谐振。将所述的某一点定义为，使与线圈电压同相的电流的I_同相部分在大小上等于相对于线圈电压具有90°的相位角的电流的I_正交部分，如图10所示。图中示出了在 

(频率f₂)的情况下，单线圈实施例(并联振荡电路)中的典型电流-频率相关性。 

通过采用I_同相和I_正交之间的差作为将要被最小化的误差值的方式调整本实施例中采用的闭环控制电路102。如果两电流部分具有相同的大小，那么所述差等于零。在图11中，示出了用于在谐振曲线200的边缘上工作的设 置。在这一实施例中，结合图7和图8所示的设置。从图7可知，第一混频器95a确定与线圈电压同相的线圈电流的分量。从图8可知，第二混频器95b确定相对于线圈电压具有90°相移的线圈电流的分量。使两分量相减，并将所得到的值作为误差值提供给PI控制器98。PI控制器98生成用于电压控制振荡器的控制电压。PI控制器98调节其输出电压U_输出，从而使其输入电压变为零(e＝0)。 

与上述实施例相比，还额外采用了取样和保持元件99。所述取样和保持元件99位于PI控制器98和电压控制振荡器92之间，并且，当所述取样和保持元件99在“取样”模式下工作时，起着闭合的开关的作用。换言之，将PI控制器98的输出电压U_控制提供给振荡器92的控制输入。如果所述取样和保持元件99在“保持”模式下工作，那么所述取样和保持元件99将中断PI控制器98和振荡器92之间的直接连接。同时，所述取样和保持元件99在其输出上提供(保持)最后的有效电压值。 

换言之，在“取样”模式下，控制电路102的闭环将闭合，并且将采用位于频率曲线200的边缘上的拐点作为工作频率，在“保持”模式下，控制电路102的闭环将打开，从而使振荡器92以最后设置的频率振荡。 

为了实施测量，将采用“取样”模式将振荡器92设置到当前频率曲线200的边缘的拐点上。在下一步骤中，将取样和保持元件99切换至“保持”模式。由于所述拐点是谐振曲线200的边缘上的最为陡峭的点，因而由(例如)脉搏波的经过导致的线圈固有谐振的小的移位将对所要测量的线圈电流的幅度造成很大影响。为了检测脉搏波的经过，测量代表线圈电流的电压X_I。 

在实践当中，在“取样”模式和“保持”模式之间存在周期性切换，从而提供准连续测量，在所述测量当中，在几毫秒内完成“取样”模式过程中的重新调整。图12示出了“取样”模式和“保持”模式之间的切换的例子。 

在“取样”模式下，环境的缓慢变化，例如，用于脉搏波检测的测量线圈与对象身体的一部分的不断变化的耦合将得到补偿，而在“保持”模式下，将以准连续方式获得由(例如)脉搏波的经过引起的快速测量效果。 

为了控制不同的工作模式，一种优选的控制策略是，只有在耦合性能 因变化的测量环境而发生了显著的偏移的情况下，才提供从“保持”模式到“取样”模式的短切换。通过观察PI控制器98的输出确定这样的偏移。在“保持”模式下，PI控制器98检验该误差值，即，I_同相和I_正交之间的差值。只要这一差值处于某一阈值以下，所述测量就“处于边缘上(on edge)”。必须将所述阈值设置得足够高，从而使由脉搏波的经过引起的误差值的短峰值不会导致向“取样”模式的切换。 

在单线圈设置中，如上所述，电线圈参数将因诸如脉搏波的相邻导电材料而改变。通过测量线圈电压和线圈电流以及通过确定相位差检测线圈参数的变化。 

图3示出了具有双线圈设置的测量系统。在这一设置中，两个分离线圈20、21之间的耦合因诸如脉搏波的相邻导电材料而改变。当在线圈20、21的附近不存在导电材料的情况下，由于线圈布置的对称性，通过接收线圈L_m 21的净通量为零，即，将不会在接收线圈L_m 21内感应出电压。如果在线圈的附近存在导电材料，那么场线圈L_e20的磁场将发生失真，而且通过接收线圈L_m 21的净通量不等于零。换言之，感应出了电压。 

与单线圈设置相比，测量设置的目标不再是检查两个信号的相差。而是，必须测量非常“嘈杂”环境下的非常小的信号。用于这样的测量的已知方法是所谓的锁相法。在图13中，示出了用于控制电路103的设置，其中，采用锁相放大器110估算双线圈设置的信号。 

锁相放大器110包括两个信号输入通道。将第一输入通道(参考输入)111用于参考信号，将第二输入通道(测量输入)112用于测量信号。采用场线圈Le 20的交变电流U_AC作为参考信号。所述测量信号是在接收线圈L_m 21中感应出的电压。 

当两个线圈20、21之间不存在任何耦合的情况下，感应出的电压为零。如果在线圈20、21的附近存在导电材料，那么将在接收线圈L_m 21中感应出非常小的交变电压。这一交变电压具有与U_AC相同的频率。所述电压的幅度和相位取决于两个线圈20、21之间的耦合。 

为了补偿参考信号和测量信号之间的相移，锁相放大器110包括可调整移相器113，可以通过如下方式调整所述可调整移相器113，即使得向混频器115提供具有相同定相的两信号。通过这种方式，能够在低通滤波器 118之后获得最大输出电压U_输出，其中，所述低通滤波器设置在混频器115之后。 

方程11 

方程14等价于方程13，其在 

时最大。锁相技术的优点在于，在混频器115之后，表示出相对于参考信号的不确定的或者不断变化的定相的干扰频率和噪声平均为零。在放大器110中，参考信号经过缓冲器116，从而抵达了移相器113，并且测量信号经过了缓冲器117和带通滤波器114，从而抵达了混频器115。 

图14和15示出了上述包括传感器的无创移动测量系统的两个不同实施例。所述测量系统包括腕带310或箍套等，在其内使传感器线圈320、330与电路和诸如小电池的电源集成到一起。此外，可以提供显示器(未示出)，从而向用户显示心率或其他生理参数。在第一实施例中，以如下方式布置较大的单线圈，即使其包围用户的腕部300(图14)。在第二实施例中，在对象身体的外部布置小的单线圈320，其处于用户腕部300的某一位置处，并围绕直径为几厘米的点(图15)。 

除了腕部佩戴设备之外，还可以提供其他设备，从而在身体的不同部位佩戴测量设备，例如，佩戴在胸部、腰部、踝部等。可以同时佩戴两个或更多这样的设备，从而提供BP测量或多项参数测量。或者，根据本发明的测量系统可以适于作为衣服或者诸如内衣等的其他织物制品的一部分。 

所述测量设备优选包括内置分析单元，其包括微处理器等，以执行分析软件。所述分析软件适于基于所检测到的脉搏波确定PTT和/或PWV值。此外，所述分析软件适于确定佩戴测量设备的对象的BP值。根据所采用的传感器的数量和感测位置，能够确定不同的生命参数，例如，心率、呼吸率等。 

所有的上述器具均适于实现根据本发明的方法。可以以如下方式构建所有的电路100、101、102、103，尤其是所有的可编程设备，并对其编程，即使其根据本发明的方法运行用于获得数据和用于数据处理的程序。具体而言，所述控制器适于执行所有计算所测量的数据以及确定和评估结果的任务。根据本发明，这一点是通过计算机软件实现的，所述计算机软件包 括在通过处理单元、控制器和/或电路执行所述软件时适于执行本发明的方法步骤的计算机指令。所述处理单元本身可以包括以硬件、软件或其组合的形式实现的功能模块或单元。 

对于本领域技术人员而言，显然本发明不限于上述示范性实施例的细节，而且在不背离本发明的精神或基本特征的情况下，能够以其他具体形式实现本发明。因此，无论从哪一点来看，均应将这些实施例看作是示范性的，而不是限制性的，本发明的范围由权利要求而不是上述说明限定，因此旨在将落在权利要求的等同要件的含义和范围内的所有变化囊括在本发明内。此外，显然“包括”一词不排除其他元件或步骤，单数冠词不排除复数，诸如计算机系统或其他单元的单个元件可以实现权利要求中记载的几个装置的功能。不应将权利要求中的任何附图标记解释为限制所涉及的权利要求。 

Claims (6)

1.一种用于检测脉搏波从对象的动脉系统(22)的经过的传感器，所述传感器适于定位在所述对象身体外部上的感测位置处，其特征在于，所述传感器包括：

-多个电线圈(20，21，21’)，其用于以如下方式生成与所述对象身体的电感耦合，即如果脉搏波经过位于所述感测位置下的筛查体积，那么所述电感耦合的特性将发生变化，其中，所述多个电线圈包括用于生成初级磁场的场线圈(20)和用于筛查所述初级磁场的接收线圈(21，21’)，所述接收线圈的轴垂直于所述场线圈的轴，并且所述接收线圈(21，21’)包括两个分离的电线圈，其关于所述场线圈(20)彼此相对，以及

-连接至所述多个电线圈的电路(100，101，102，103)，所述电路适于检测所述电感耦合的所述特性的变化。

2.一种无创测量系统，其适于附着至对象身体的外部，其特征在于，其包括一个根据权利要求1所述的传感器，所述系统适于提供有关所述对象的心率的信息。

3.一种无创测量系统，其适于附着至对象身体的外部，所述系统包括两个根据权利要求1所述的传感器，所述传感器的感测位置间隔开，并且所述系统适于提供有关所述对象的血压的信息。

4.一种用于检测脉搏波从对象的动脉系统(22)的经过的方法，所述方法包括如下步骤：

-以如下方式在多个电线圈(20，21，21’)和所述对象身体之间生成电感耦合，即如果脉搏波经过位于感测位置下的筛查体积，那么所述电感耦合的特性将发生变化，其中，所述多个电线圈包括用于生成初级磁场的场线圈(20)和用于筛查所述初级磁场的接收线圈(21，21’)，所述接收线圈(21，21’)的轴垂直于所述场线圈(20)的轴，并且所述接收线圈(21，21’)包括两个分离的电线圈，其关于所述场线圈(20)彼此相对，以及

-利用所述两个分离的电线圈检测所述电感耦合的所述特性的变化。

5.一种用于确定对象的心率的方法，所述方法包括如下步骤：

-采用根据权利要求4所述的方法检测至少两个相继的脉搏波的经过，

-测量所述脉搏波之间的时间间隔，以及

-确定所述心率。

6.一种用于确定对象的脉搏波传导时间的方法，所述方法包括如下步骤：

-采用根据权利要求4所述的方法检测脉搏波在两个间隔开的感测位置处的经过，

-确定所述感测位置之间的脉搏波传导时间。

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