用于监测心肺参数的系统和方法转让专利
申请号 : CN200780046662.0
文献号 : CN101689219A
文献日 : 2010-03-31
发明人 : P·德沙扎尔 , C·汉利 , C·赫尼根
申请人 : 必安康医疗有限公司
摘要 :
公开了用于监测运动、呼吸、心率并且用来由所述信号导出和显示心肺性能的测量的设备、系统和方法。信号通过施加于以非接触方式，典型地使用射频传感器得到的原始信号的处理而得到。描述了处理成分离的心脏和呼吸分量。心率可通过使用频谱或时域处理被确定。呼吸速率可使用频谱分析被计算。描述了使用本系统导出心率、呼吸性窦性心律失常、或通气阈值参数的处理。传感器、处理器和显示器可并入单个装置中，并且可以集成有其它传感器，如位置定位器，该单个装置在健身时可佩戴在身体上或接近于身体被固定，或者可选择地被放置在距离身体一定距离的健身器械的固定件上。
权利要求 :
1.一种用于测量、分析和显示呼吸、心脏活动以及身体运动的系 统，所述系统包括：一个或多个传感器，配置成接收来自活体的反射射频信号；
处理器，配置成分析该反射信号以确定活体的生理活动的测量结 果；以及显示器，设置成将与该生理活动相关的选中信息提供给系统的用 户。
2.根据权利要求1所述的系统，还包括发射器，所述发射器产生 来自活体的反射射频信号。
3.根据权利要求2所述的系统，其中，当活体是人时，所产生的 射频信号在对于使用安全的功率级下发出。
4.根据权利要求1所述的系统，其中，生理活动的测量包括导出 与活体的呼吸、心脏活动和身体运动相关的一个或多个信号。
5.根据权利要求1所述的系统，其中，处理器配置成使用从反射 的射频信号导出的已处理的时域信号来识别活体的生理活动。
6.根据权利要求5所述的系统，其中，生理活动包括通过辨别在 已处理的时域信号中的波峰而识别出的活体的心搏。
7.根据权利要求5所述的系统，其中，生理活动包括通过接收信 号与原型心脏信号的时域相关性而识别出的活体的心搏。
8.根据权利要求1所述的系统，其中，处理器配置成使用接收信 号的频域处理来识别活体的生理活动。
9.根据权利要求8所述的系统，其中，识别出的生理活动包括活 体的呼吸速率。
10.根据权利要求1所述的系统，还包括滤波器，其中处理器配 置成测量滤波信号的能量含量，其中通过将能量含量与预定能量值相 比较来识别活体的身体运动的周期。
11.根据权利要求1所述的系统，还包括在不同发射频率下操作 的多个传感器。
12.根据权利要求11所述的系统，其中由所述多个传感器提供的 多个信号被同时处理以产生身体运动的相异的分量。
13.根据权利要求1所述的系统，其中，处理器配置成使用测得 的心率和呼吸速率信息计算呼吸性窦性心律失常的参数。
14.根据权利要求1所述的系统，其中，处理器配置成使用测得 的心率和呼吸速率信号的交叉谱分析计算呼吸性窦性心律失常的参 数。
15.根据权利要求1所述的系统，其中，处理器配置成通过在测 量的确定时段上使测得的心率与测得的呼吸速率相关联来计算心肺 性能的参数。
16.根据权利要求1所述的系统，其中，显示器配置成将活体的 心率以可视的方式发给用户。
17.根据权利要求1所述的系统，其中，显示器配置成将活体的 呼吸速率以可视的方式发给用户。
18.根据权利要求1所述的系统，其中，生理活动包括对于预定 距离测得的活体的心率和呼吸速率。
19.根据权利要求1所述的系统，其中，生理活动包括对于预定 时间测得的活体的心率和呼吸速率。
20.根据权利要求1所述的系统，其中，处理器配置成发出活体 的心率的声音信号。
21.根据权利要求1所述的系统，其中，在预定时间段上将接收 信号与发射信号混频。
22.根据权利要求1所述的系统，其中，处理器配置成使用频谱 分析来计算活体的心率，该频谱分析除去其中包含假象的测量时段。
23.根据权利要求1所述的系统，其中，处理器配置成使用频谱 分析来计算活体的呼吸速率，该频谱分析除去其中包含假象的测量时 段。
24.根据权利要求1所述的系统，还包括在不同频率下操作的多 个传感器，其中相对低的频率用于估计活体的大身体运动，并且相对 高的频率用于估计活体的小运动。
25.根据权利要求1所述的系统，还包括配置成监测活体的位置 的定位系统。
26.根据权利要求1所述的系统，还包括配置成包围所述一个或 多个传感器、处理器和显示器的外壳。
27.根据权利要求26所述的系统，其中，外壳适合于握在用户的 手中。
28.一种用来测量、分析和显示呼吸、心脏活动以及身体运动的 方法，所述方法包括：接收从人体反射的射频信号；
分析反射信号以产生与人体的呼吸、心脏活动、以及身体运动相 关的测量结果；以及将选中信息提供给系统的用户。
说明书 :
相关申请的交叉参考
本申请要求于2006年11月1日提交的美国临时申请第 60/863,862号的优先权，该临时申请的全部内容通过参考结合于此。
技术领域
本发明涉及以例如在心肺健康和活动标志的评定中有用的方便 且低成本的方式监测活体例如人的运动、呼吸、以及心率，并且更具 体地说，涉及一种用于以可容易理解的方式获取、处理以及显示相应 信息的设备、系统和方法。在本申请中，参考可测量运动、呼吸、以 及心率的系统作为心肺监测装置或系统。
背景技术
心率和呼吸的监测有利于评定心肺系统的性能。例如，当评定人 的健康水平时心率的测量是有用的，因为已经有了响应不同的活动水 平而良好地建立生理正常的心率范围的准则。心率的测量被广泛用在 健康训练计划中。例如，将心率保持在每分钟100与120次搏动(bpm) 之间的范围内的运动可能对于减肥和耐力训练有用，而竞技运动员可 能希望承受将心率水平提升到160-180bpm的活动。此外，已经确定 了对于年龄和性别能可靠地进行调节的水平，使得对所构建的心血管 健康规划感兴趣的个人能够定量地监测他们的进步。因此，期望能够 在各种环境下测量心率。然而，在运动条件下可靠的心率测量提出了 一定的技术挑战。在跑步或骑车的时候，运动假象可破坏心率测量。 在游泳的时候，对由于水的传导特性，心率的电气测量可能是困难的。
除心率外，呼吸速率、呼吸深度和呼吸模式也是心肺系统的整体 状态的有用指示器。清楚观察到的是，呼吸速率响应于运动而增大， 但增大(或在运动恢复时段期间减小)的速率是整体心肺健康的标志。 对于具有被损害的心肺状态的人，例如可能经历呼吸困难的人，提高 的呼吸速率是状态的有用标志。
心率和呼吸的分离测量是有价值的，但有用的测量也可从提供了 所有标志的这些测量的组合中导出。例如，已知的是，呼吸通过称为 呼吸性窦性心律失常(RSA)的生理机理直接调整心率，其中，心脏 在吸气期间加速，并且在呼气期间减速。RSA在年轻人中特别显著， 并且往往随年龄趋于下降。然而，一般地，高程度的RSA与健康相 关联，并且将响应于运动和饮食变化而变化(参见例如，Ronald E.DE Meersman的“Respiratory sinus arrhythmia alteration following training in endurance athletes(在耐力运动员训练之后的呼吸性窦性 心律失常变化)”，发表在European Journal of Applied Physiology， vol.64，no.5中，1992年9月，第434-436页)。然而，为了量化RSA， 心率和呼吸的同时测量是期望的。
心肺健康的其它有用参数是厌氧阈值(AT)和通气阈值(VT)。 厌氧阈值是心肺系统不向肌肉提供足够氧的点，因为肌肉的能量需要 通过有氧代谢过程完全满足。因此，身体在厌氧代谢过程中使用其糖 原储备以维持肌肉输出。在这点，人已经达到他们的最大氧摄取，并 且将在短时间内变得太疲劳而不能维持他们的活动水平(最大氧摄取 称作VO2，max)。为了准确地测量AT，要求专门的实验室设备和血液 取样，因此尽管这被用作“黄金标准”，但它对于由对健康感兴趣的个 人普遍使用是不实用的。通气阈值在生理上与厌氧阈值相关。它是对 于运动强度的分钟通气响应(呼吸空气的升/分)成为非线性的点，并 且由呼吸速率的大幅度增加而标记。从有氧健康观点看，已经表明， 厌氧阈值和通气阈值是非常相关的。由于许多健康规划的目标是增加 AT，所以能够将VT用作可靠的替代标志是有用的。心肺监测器可用 于通过使用呼吸速率和心率的组合而估计VT。这将为监测器的用户 提供实用性，因为他们可在长时间段上(例如，在健康训练规划的过 程上)跟踪他们的VT的趋势。
在临床环境中，具有心肺健康的可靠标志也是有用的。例如，患 有心力衰竭的人具有很高的运动不耐性。具有心力衰竭的一些对象是 心脏移植的候选人，但一定程度可用心脏的缺乏性，医生必须按病人 疾病的严重性的顺序给病人排序。同样，对于这种情况，VT的测量 在评定病人的整体健康方面可以是有用的。在D.Ramos-Barbón、 D.Fitchett、W.J.Gibbons、D.A.Latter、和R.D.Levy的“Maximal Exercise Testing for the selection of Heart Transplantation Candidates-Limitation of Peak Oxygen Consumption(用来选择心脏 移植候选人的最大运动测试-峰值氧消耗的极限)”Chest.1999； 115：410-417中给出为了评定心脏移植候选人而评定心肺标志的挑战 性讨论。
出于评定心肺健康的目的的心率测量具有许多种类技术。表面引 线心电图(ECG)是捕获心脏电活动、以及因此捕获心率的高度准确 的途径。然而，它们要求对象将胶质电极放在胸部区，并且也携带或 佩戴相关的电子处理和/或记录装置。所以一般地，ECG测量完全限 于临床应用。
已经引入用于心电图测量的更方便的技术，并且现在被广泛用在 商业可购得的心率健康监测器中，这些技术为了方便性而牺牲信号质 量。这些技术使用嵌在被放置到皮肤附近的导电织物中的电极。典型 地，织物形成在胸部高度处绕胸佩戴的胸带的一部分。由于纺织材料 的导电性取决于含水量，所以这些传感器在人正在用力运动并且皮肤 被汗水湿润时工作得最好(可选择地用户可涂敷一些导电胶以保证良 好的电气测量)。该系统的缺点是，要求人佩戴胸带、和当人的皮肤 没有湿润时信号质量降低。
用来在运动期间评定心率的另一种技术是使用脉搏血氧测量法， 该脉搏血氧测量法测量穿过血管的反射/透射光的变化。可产生特征光 电容积脉搏波图，在该特征光电容积脉搏波图中，每次心脏收缩作为 相异的脉冲是可见的。然而，用来测量心率的脉搏血氧测量法受运动 假象和不良灌注特性限制。在血氧计中使用的发光二极管的功率要求 也可能是这种装置的电池寿命的限制因素。
呼吸努力和呼吸速率也可以多种方式测量。用于测量呼吸努力的 普通方法使用电感容积描记法，在该电感容积描记法中，人绕他们的 胸部佩戴紧密配合的松紧带，当人吸入和呼出时该松紧带的电感变 化。从方便的观点看该方法的限制是，人必须佩戴带，并且经导线保 持连接到相关电子记录装置上。用于测量呼吸努力的可选系统是使用 阻抗呼吸描记法，在该阻抗呼吸描记法中，测量胸部的阻抗变化。该 技术的限制是，它要求电极连到身体上，并且具有需要由对象携带的 有源电气元件。
为了心肺健康评定，测量全身运动是有用的，因为这是日常活动 和运动强度的整体指示。用来测量自由生活活动的最普通技术是使用 加速计，该加速计可测量加速度。当由人携带时，这种装置可提供人 的运动的总持续时间和强度的有用指示。这种装置在商业上常常作为 计步器(步进计数器)销售。该技术的限制是要求人携带该装置、和 用于将测得的加速度转换成活动模式的算法上的限制。
那么所需要的是，一种用来测量心率、呼吸速率和努力、以及运 动的方法、系统及设备，该方法、系统及设备克服常规手段的各种限 制。
除心率外，呼吸速率、呼吸深度和呼吸模式也是心肺系统的整体 状态的有用指示器。清楚观察到的是，呼吸速率响应于运动而增大， 但增大(或在运动恢复时段期间减小)的速率是整体心肺健康的标志。 对于具有被损害的心肺状态的人，例如可能经历呼吸困难的人，提高 的呼吸速率是状态的有用标志。
心率和呼吸的分离测量是有价值的，但有用的测量也可从提供了 所有标志的这些测量的组合中导出。例如，已知的是，呼吸通过称为 呼吸性窦性心律失常(RSA)的生理机理直接调整心率，其中，心脏 在吸气期间加速，并且在呼气期间减速。RSA在年轻人中特别显著， 并且往往随年龄趋于下降。然而，一般地，高程度的RSA与健康相 关联，并且将响应于运动和饮食变化而变化(参见例如，Ronald E.DE Meersman的“Respiratory sinus arrhythmia alteration following training in endurance athletes(在耐力运动员训练之后的呼吸性窦性 心律失常变化)”，发表在European Journal of Applied Physiology， vol.64，no.5中，1992年9月，第434-436页)。然而，为了量化RSA， 心率和呼吸的同时测量是期望的。
心肺健康的其它有用参数是厌氧阈值(AT)和通气阈值(VT)。 厌氧阈值是心肺系统不向肌肉提供足够氧的点，因为肌肉的能量需要 通过有氧代谢过程完全满足。因此，身体在厌氧代谢过程中使用其糖 原储备以维持肌肉输出。在这点，人已经达到他们的最大氧摄取，并 且将在短时间内变得太疲劳而不能维持他们的活动水平(最大氧摄取 称作VO2，max)。为了准确地测量AT，要求专门的实验室设备和血液 取样，因此尽管这被用作“黄金标准”，但它对于由对健康感兴趣的个 人普遍使用是不实用的。通气阈值在生理上与厌氧阈值相关。它是对 于运动强度的分钟通气响应(呼吸空气的升/分)成为非线性的点，并 且由呼吸速率的大幅度增加而标记。从有氧健康观点看，已经表明， 厌氧阈值和通气阈值是非常相关的。由于许多健康规划的目标是增加 AT，所以能够将VT用作可靠的替代标志是有用的。心肺监测器可用 于通过使用呼吸速率和心率的组合而估计VT。这将为监测器的用户 提供实用性，因为他们可在长时间段上(例如，在健康训练规划的过 程上)跟踪他们的VT的趋势。
在临床环境中，具有心肺健康的可靠标志也是有用的。例如，患 有心力衰竭的人具有很高的运动不耐性。具有心力衰竭的一些对象是 心脏移植的候选人，但一定程度可用心脏的缺乏性，医生必须按病人 疾病的严重性的顺序给病人排序。同样，对于这种情况，VT的测量 在评定病人的整体健康方面可以是有用的。在D.Ramos-Barbón、 D.Fitchett、W.J.Gibbons、D.A.Latter、和R.D.Levy的“Maximal Exercise Testing for the selection of Heart Transplantation Candidates-Limitation of Peak Oxygen Consumption(用来选择心脏 移植候选人的最大运动测试-峰值氧消耗的极限)”Chest.1999； 115：410-417中给出为了评定心脏移植候选人而评定心肺标志的挑战 性讨论。
出于评定心肺健康的目的的心率测量具有许多种类技术。表面引 线心电图(ECG)是捕获心脏电活动、以及因此捕获心率的高度准确 的途径。然而，它们要求对象将胶质电极放在胸部区，并且也携带或 佩戴相关的电子处理和/或记录装置。所以一般地，ECG测量完全限 于临床应用。
已经引入用于心电图测量的更方便的技术，并且现在被广泛用在 商业可购得的心率健康监测器中，这些技术为了方便性而牺牲信号质 量。这些技术使用嵌在被放置到皮肤附近的导电织物中的电极。典型 地，织物形成在胸部高度处绕胸佩戴的胸带的一部分。由于纺织材料 的导电性取决于含水量，所以这些传感器在人正在用力运动并且皮肤 被汗水湿润时工作得最好(可选择地用户可涂敷一些导电胶以保证良 好的电气测量)。该系统的缺点是，要求人佩戴胸带、和当人的皮肤 没有湿润时信号质量降低。
用来在运动期间评定心率的另一种技术是使用脉搏血氧测量法， 该脉搏血氧测量法测量穿过血管的反射/透射光的变化。可产生特征光 电容积脉搏波图，在该特征光电容积脉搏波图中，每次心脏收缩作为 相异的脉冲是可见的。然而，用来测量心率的脉搏血氧测量法受运动 假象和不良灌注特性限制。在血氧计中使用的发光二极管的功率要求 也可能是这种装置的电池寿命的限制因素。
呼吸努力和呼吸速率也可以多种方式测量。用于测量呼吸努力的 普通方法使用电感容积描记法，在该电感容积描记法中，人绕他们的 胸部佩戴紧密配合的松紧带，当人吸入和呼出时该松紧带的电感变 化。从方便的观点看该方法的限制是，人必须佩戴带，并且经导线保 持连接到相关电子记录装置上。用于测量呼吸努力的可选系统是使用 阻抗呼吸描记法，在该阻抗呼吸描记法中，测量胸部的阻抗变化。该 技术的限制是，它要求电极连到身体上，并且具有需要由对象携带的 有源电气元件。
为了心肺健康评定，测量全身运动是有用的，因为这是日常活动 和运动强度的整体指示。用来测量自由生活活动的最普通技术是使用 加速计，该加速计可测量加速度。当由人携带时，这种装置可提供人 的运动的总持续时间和强度的有用指示。这种装置在商业上常常作为 计步器(步进计数器)销售。该技术的限制是要求人携带该装置、和 用于将测得的加速度转换成活动模式的算法上的限制。
那么所需要的是，一种用来测量心率、呼吸速率和努力、以及运 动的方法、系统及设备，该方法、系统及设备克服常规手段的各种限 制。
发明内容
本发明提供用来监测心率、呼吸和运动的设备、系统和方法的各 个实施例和方面。在一个实施例中，传感器单元可被佩戴(为了步行 使用)，或者被放置在固定位置(例如，作为健身车的部分)。传感 器与处理器和显示器通信，并且在一个方面，传感器、处理器以及显 示器可以物理地在同一单元中实施。处理器可以用来提取关于心率、 呼吸以及运动的信息和更高级的信息(例如，相对于以前时期的当前 心率)。显示器配置成向用户提供反馈，诸如显示当前心率或呼吸速 率。也可以使用声音(例如，用于探测到的每次心搏的声音)提供反 馈。在一个方面，完整系统可以包括一个或多个运动传感器(用来探 测一般身体运动、呼吸以及心率)；处理能力(导出与心脏活动、呼 吸以及运动直接相关的信号，并因此导出诸如呼吸速率、心率、以及 运动等参数)；显示能力(提供可视反馈)；听觉能力(提供声音反 馈，例如其频率随呼吸变化的音调、或关于每次探测到的心搏的声 音)；和/或将获取的数据发射到分离的单元的通信能力(有线的或无 线的)。这个分离的单元可以配置成执行上述处理、显示及听觉功能。
在一个或多个实施例中，用来测量、分析和显示呼吸、心脏活动 以及身体运动的公开系统包括：一个或多个传感器，配置成接收来自 活体的反射射频信号；处理器，配置成分析该反射信号，以确定活体 的生理活动的测量结果；以及显示器，布置成将与生理活动相关的选 中信息提供给系统的用户。该系统还可以包括发射器，该发射器产生 来自活体的反射射频信号，并且由系统发出的功率级对于供人的连续 使用是安全的。监测的生理活动与可包括呼吸、心脏活动、和身体的 大运动(诸如手臂摆动)的运动相对应。
在另一个实施例中，一种用来测量、分析和显示呼吸、心脏活动 以及身体运动的方法包括：接收从人体反射的射频信号；分析该反射 信号以产生与人体的呼吸、心脏活动和身体运动相关的测量结果；以 及将选中信息提供给系统的用户。
在一个或多个实施例中，用来测量、分析和显示呼吸、心脏活动 以及身体运动的公开系统包括：一个或多个传感器，配置成接收来自 活体的反射射频信号；处理器，配置成分析该反射信号，以确定活体 的生理活动的测量结果；以及显示器，布置成将与生理活动相关的选 中信息提供给系统的用户。该系统还可以包括发射器，该发射器产生 来自活体的反射射频信号，并且由系统发出的功率级对于供人的连续 使用是安全的。监测的生理活动与可包括呼吸、心脏活动、和身体的 大运动(诸如手臂摆动)的运动相对应。
在另一个实施例中，一种用来测量、分析和显示呼吸、心脏活动 以及身体运动的方法包括：接收从人体反射的射频信号；分析该反射 信号以产生与人体的呼吸、心脏活动和身体运动相关的测量结果；以 及将选中信息提供给系统的用户。
附图说明
现在将参照附图描述本发明的实施例，在附图中：
图1是表示实施例的系统可如何用在运动和活动的评定中的示 意图；图1(A)示出了作为上臂袖带的系统的实施例；图1(B)示 出了作为可附着到衬衣口袋上的夹式装置的系统；图1(C)示出了 作为挂在脖子上的挂件佩戴的装置的实例；图1(D)表示在跑步机 健身系统中的心肺监测器；图1(E)给出了嵌入健身车的心肺监测 器的实例；以及图1(F)示出了在游泳时作为手表状装置的装置。
图2提供了一个实施例的传感器元件的示意性图解。
图3提供了当传感器接近于身体表面(例如，5cm内)时得到的 代表性的原始传感器信号。
图4的上部曲线示出了从成人体得到的光电容积脉搏波信号的 时间过程，其中每次心搏与相异的图案(distinetive pattern)相关联， 并且图4的下部曲线表示在几米距离处从同一对象同时得到的信号， 示出了有分离的呼吸和心脏信号。
图5表示应用用于使用时间-频率表示，诸如短时傅立叶变换和 波峰检出算法来评定和可视化呼吸和心脏信息的技术的结果。
图6提供当与在图2中描绘的那些射频(RF)块相类似的多个 射频(RF)块用于无线电波的发射和接收时的系统示意图。
图7表示用于系统的显示器的示意图。
图8示出了系统如何能计算与通气阈值相关的参数的示意图。
图1是表示实施例的系统可如何用在运动和活动的评定中的示 意图；图1(A)示出了作为上臂袖带的系统的实施例；图1(B)示 出了作为可附着到衬衣口袋上的夹式装置的系统；图1(C)示出了 作为挂在脖子上的挂件佩戴的装置的实例；图1(D)表示在跑步机 健身系统中的心肺监测器；图1(E)给出了嵌入健身车的心肺监测 器的实例；以及图1(F)示出了在游泳时作为手表状装置的装置。
图2提供了一个实施例的传感器元件的示意性图解。
图3提供了当传感器接近于身体表面(例如，5cm内)时得到的 代表性的原始传感器信号。
图4的上部曲线示出了从成人体得到的光电容积脉搏波信号的 时间过程，其中每次心搏与相异的图案(distinetive pattern)相关联， 并且图4的下部曲线表示在几米距离处从同一对象同时得到的信号， 示出了有分离的呼吸和心脏信号。
图5表示应用用于使用时间-频率表示，诸如短时傅立叶变换和 波峰检出算法来评定和可视化呼吸和心脏信息的技术的结果。
图6提供当与在图2中描绘的那些射频(RF)块相类似的多个 射频(RF)块用于无线电波的发射和接收时的系统示意图。
图7表示用于系统的显示器的示意图。
图8示出了系统如何能计算与通气阈值相关的参数的示意图。
具体实施方式
图1是表示各种环境的示意图，在这些环境中，本系统可以用在 运动和活动的评定中。首先，本装置可用在步行应用中(其中人可自 由地运动，因为他们正佩戴着心肺监测器)。图1(A)示出了作为 上臂袖带的系统的实施例。图1(B)示出了作为可附着于衬衣口袋 上的夹式装置的系统。图1(C)示出了作为挂在脖子上的挂件佩戴 的装置的实例，图1(D)表示在跑步机健身系统中的心肺监测器， 图1(E)给出了嵌入健身车中的心肺监测器的实例，以及图1(F) 示出了在游泳时作为手表状装置的装置。该装置也可配置成与其它已 知的健身器械一起使用。
图2提供了示例性传感器元件的示意表示。传感器元件使用射频 检测和处理来提取与呼吸和心率相关联的身体运动。与呼吸相关联的 身体运动是易于观察的，因为呼吸引起胸部和腹部的运动。与心脏活 动相关联的运动较不明显，但生理学家使用术语“心冲击描记图”来指 代由于心脏收缩而在皮肤表面处显现的压力波。这种很小的运动可由 灵敏运动传感器探测。
本系统向人发射射频信号。反射信号然后被接收、放大并与原始 信号的一部分相混频，并且这个混频器的输出然后被低通滤波。这个 混频器的输出因此可当作从反射的射频信号导出的已处理的时域信 号。这种产生的信号包含关于人的运动、呼吸及心脏活动的信息，并 且被称作原始传感器信号。在图2中，为了举例表示，用脉冲连续波 信号表示系统的射频传感器分量。在可选择实施例中，本系统也可以 使用正交发射，在该正交发射中，使用相位相差90度的两个载波信 号。在脉冲变得时间非常短的极限下，这种系统可重新特征化为超宽 带(UWB)射频传感器。通过使用连续波系统也可得到改进的信噪比， 其中连续地发射RF信号。
图3给出当传感器接近于身体表面(例如，5cm内)时得到的 代表性的原始传感器信号。接收到的原始传感器信号中的主要分量将 是心冲击描记图、和传感器与人的相对运动。为了减小相对运动，传 感器单元可使用弹性约束机构、或类似机构机械地固定到皮肤上。图 3是具有占主导的心冲击描记图分量的原始传感器信号的实例(在这 种情况下，在上臂的肘部内侧处测得)。这表示使用26GHz脉冲连 续波原型的系统收集到的5秒的数据。在这样的情况下，将利用阈值 通过技术确定心搏(脉冲与其中信号大于或小于阈值的点相关联)。 更复杂地(但是为典型情况)，心冲击描记图将呈现较复杂但可重复 的脉冲形状。因此，例如由匹配滤波器实施的脉冲形状模板可与获取 的心脏信号相关，并且相关性高的地方将用作心搏位置。相应地，本 系统通过辨别所处理的时域信号中的波峰、或通过接收信号与原型心 脏信号的时域相关性、或通过其它手段，识别活体的心搏。这种处理 产生用以辨别每次心搏的发生时间的一系列时间标记。可通过处理器 使用这些时间标记来发出活体的每次心搏的声音信号，或者点亮显示 器上的断续图标。
当给定每次事件发生时的时间标记，计算心率是可能的。对于在 图3中示出的信号，我们将把信号穿过阈值的点标记为心脏事件时间 Bn(其中，n是搏动数)。由此我们可将瞬时心率计算为1/BBn，其 中，BBn＝Bn-Bn-1(搏动间隔)。在实践中，较有用的是，定义在时间 时期(例如，10秒)内的平均心率。这可通过对在10秒窗口内发生 的搏动数进行计数、然后除以10以得到每秒的平均搏动数来实现。 例如，在图3中示出的实例中，在五秒窗口内发生了5.9次搏动，从 而报告的心率是每分钟(5.9/5)×60＝71次搏动。
当本装置进一步远离身体(例如，1米或更远)时，接收到的原 始传感器信号将是全身运动、呼吸、以及心脏活动的组合。图4的上 部曲线示出了从成人体得到的光电容积脉搏波信号的时间过程，其中 每次心搏与相异的模式(distinctive pattern)相关联。图4的下部曲 线表示在几米距离处从同一对象同时得到的信号，并且示出了有分离 的(separate)呼吸和心脏信号。具体而言，圆圈凸显与每次心搏相 关联的皮肤运动。皮肤运动典型地与脉冲波形中的二色性(dichrotic) 波峰对准。
在进一步远离身体使用的情况下，如以上描述的那样，接收到的 原始信号包含关于呼吸和心率、以及全身运动的信息。用来评定和可 视化呼吸和心脏信息的技术是使用时间-频率表示法，如短时傅立叶变 换和波峰检出算法。处理器也可配置成使用接收信号的频域处理来识 别活体的生理活动。在下面提供详细描述，但广泛地它包括取得以时 间t1为中心的时期的频谱，并且求出与期望的呼吸和心脏频率对应得 最好的频谱波峰。对于该时期，两个波峰可被注意到，并且被认为是 时间t1处的心脏和呼吸频率。然后可形成新时期，该新时期与以前时 期重叠，但现在该新时期以t2为中心，并且可计算形成在时间t2处的 心脏和呼吸频率的两个新频率。图5表示将这种技术应用于50秒数 据的结果，具有20秒的窗口长度、和19秒的重叠。随着时间的过去， 可跟踪在每分钟大约20次呼吸下的呼吸分量、和在每分钟近似70次 搏动下的心脏分量。
图6提供当多个射频(RF)块被用于无线电波的发射和接收时 系统的示意图。在这个示意图中，有三个独立的RF块，每个RF块 均能够接收和发射无线电波。各个RF块类似于先前在图2中示出的 RF块。它们将从被检测的个人产生整体信号的多个独立拷贝，从而 可使用信号处理提取独立的运动分量(例如，呼吸、心脏信号、以及 上身运动)。注意，如果需要则天线也能以分离的频率发射。天线的 物理分离(例如，通过大于四分之一波长)也将使发射路径在统计上 独立。
图7表示用于本系统的显示器的示意图。本系统将典型地显示诸 如当前心率、当前呼吸速率、以及呼吸性窦性心律失常程度等参数。 由于本系统可以容易地集成有能够测量位置的装置(例如，使用全球 定位系统-GPS)，所以也可以在系统输出装置上显示位置。本系统也 将具有对于用户显示有用趋势的能力，诸如在过去一小时的心率、上 周的RSA值等。并入位置信息的进一步优点是，它允许本系统用在 标准健康测试中。例如，一般心血管健康的良好标志是“一英里健康 测试”。在这个测试中，人轻快地行走一英里，并且记录其在一英里 的结束处的脉搏。定位系统在人已经行走了一英里时将自动地通知他 们，并且记录此时的心率。类似地，在临床应用中，六分钟行走测试 被常规地使用。在这种行走中，要求人按他们自己的步调行走六分钟， 并且走过的距离作为他们一般心血管健康的标志。集成的定位系统将 自动保持对走过距离的跟踪、和在该时段期间的心率和呼吸速率。这 样，通过包括定位系统可提高本系统的利用率，该定位系统配置成监 测活体的位置，并且同时跟踪他们的生理活动。
图8示出了本系统如何计算与通气阈值相关的参数的示意图。本 装置可记录在运动时段上的心率和呼吸速率。在运动结束时，本装置 可画出心率对在该心率下看到的平均呼吸速率。在图8中示出这样一 条曲线的示意图解。如果运动强度接近于人的最大值，那么曲线可用 来辨别“转折点”，在该“转折点”处，呼吸速率相对于心率更快地增加。 这种情况发生处的呼吸速率可用作通气阈值(VT)的替代物。当人经 历健康规划时，可在数周或数月的过程中跟踪这个参数的值。
在一个实施例中，本系统包括传感器单元、和监测与显示单元， 其中结果可被分析、可视化及传送给用户。如果需要，传感器单元和 显示/监测单元可并入单个独立装置中。该装置可以包括一个或多个运 动传感器(用来探测一般身体运动、呼吸、及心率)；处理能力(导 出与心脏活动、呼吸及运动直接相关的信号，并因此导出诸如呼吸速 率、心率及运动等参数)；显示能力(提供视觉反馈)；听觉能力(提 供声音反馈，例如其频率随呼吸变化的音调、或每次探测的心搏的声 音)；将获取的数据发送到分离的单元的通信能力(有线的或无线的)。 这个分离的单元可以执行上述的处理、显示和听觉能力。
更明确地说，典型的传感器将包括一个或多个射频多普勒 (Doppler)传感器，这些射频多普勒传感器发射射频能量(典型地 在100MHz至100GHz的范围内)，并且使用反射的接收信号构造 运动信号。为了容易解释，我们将首先把我们的讨论限制到只使用一 个传感器单元的情况。该工作依据的原理是从该单元发射如下的射频 波
s(t)＝u(t)cos(2πfct+θ)(1)
在这个实例中，载波频率是fc，t是时间，并且θ是任意相位角。 u(t)是脉冲形状。在连续波系统中，值总是为一，并且可从公式(1) 中省去。一般而言，脉冲将被定义为
其中T是周期宽度，并且Tp是脉冲宽度。其中Tp＜＜T，这成为 脉冲连续波系统。在极端情况下，当Tp的时间变得非常短时，发出 的信号的频谱变得非常宽，本系统被称作超宽带(UWB)雷达或冲击 雷达。可替换地，RF发射信号的载波频率可被改变(线性调频 (chirped))，以产生所谓的频率调制连续波(FMCW)系统。
在传感器系统中使用与用来施加脉冲选通的电路相耦合的本机 振荡器来产生这个射频信号。在FMCW情况下，电压控制的振荡器 与电压-频率转换器一起使用以产生RF信号用于发射。使用天线实现 RF信号与空气的耦合。天线可以是全向的(在所有方向上或多或少 等同地发射功率)或定向的(优先地在某些方向上发射功率)。可能 有利的是，在这种系统中使用定向天线，使得发射和反射的能量主要 来自一个方向。本系统与诸如简单的偶极天线、贴片天线以及螺旋天 线等各种类型的天线相兼容，并且天线的选择可受诸如要求的方向 性、尺寸、形状、或成本等因素的影响。应该注意的是，本系统可按 已经表明对于人使用安全的方式操作。本系统已经用＜1mW(0dBm) 和更低的总的系统发射平均功率证明。对于RF辐射的推荐安全级是 1mW/cm2。在距离以0dBm发射的系统1米处，等效功率密度将比 这个推荐的极限小至少100倍。
在所有情况下，发出的信号将被反射离开用以反射无线电波的对 象(诸如空气-身体界面)，并且一些反射信号将在发射器处被接收回。 接收信号和发射信号能够在称为混频器的标准电子装置中相乘(以模 拟或数字形式)。例如，在CW情况下，混频信号将等于
m(t)＝γcos(2πfct)cos(2πfct+φ(t))(3)
其中φ(t)是发射和接收信号的路程差(在所述反射由单个反射对 象占主导的情况下)，并且γ是由反射信号经历的衰减。如果反射对 象被固定，那么φ(t)被固定，并且m(t)也被固定。令我们感兴趣的是， 反射对象(例如，胸部)正在运动时，m(t)将随时间变化。作为简单 的实例，如果胸部由于呼吸正在经历正弦运动：
resp(t)＝cos(2πfmt) (4)
那么混频信号将包含fm处的分量(以及可通过滤波简单除去的以2fc 为中心的分量)。在混频之后由低通滤波器输出的信号被称作原始传 感器信号，并且包含关于运动、呼吸及心脏活动的信息。
原始传感器信号的振幅受反射信号的平均路程距离的影响，从而 导致传感器中的探测零和波峰(传感器较不灵敏或较灵敏的区域)。 这种影响可通过使用正交技术被最小化，在该正交技术中，发射器同 时发射相位相差90度的信号(两个信号将被称作为I和Q分量)。 这将导致可被混频的两个反射信号，最终导致两个原始传感器信号。 这两个信号中的信息通过取得它们的模(或其它技术)可被组合，以 提供单一输出的原始传感器信号。
在UWB情况下，获取原始传感器信号的可选方法可能是优选 的。在UWB情况下，可通过测量在发射脉冲与波峰反射信号之间的 延迟确定到最有效的空气-身体界面的路程距离。例如，如果脉冲宽度 是1ns，并且从传感器到身体的距离是0.05m，那么在脉冲的波峰反 射之前经过的总时间m(τ)将是0.1/(3×108)s＝0.33ns。通过发射大量脉 冲(例如，1ns脉冲每1μs)并且假定路程距离正缓慢地变化，我们 可导出原始传感器信号，作为在该时间段上时间延迟的平均。
以这种方式，射频传感器可获取系统针对的身体部分的运动。可 使用定向天线、或多个RF发射器实现方向选择性。在图4的下部曲 线中示出以这种方式使用脉冲动连续波系统获取的胸部的组合运动 (它主要是呼吸和心脏信号的组合)。然而我们强调，连续波、FMCW、 或UWB雷达也可得到类似信号。
此外，由于大部分反射能量从皮肤的表面层接收到，所以这种运 动传感器也可得到心冲击描记图，这是因随每次搏动的血压变化而造 成的皮肤表面处心搏的表现。已经在图3中示出通过RF运动传感器 得到的表面心冲击描记图的实例。在该情况下，心冲击描记图由接近 于皮肤(上臂)的传感器强调(emphasized)，并且呼吸分量是不可 见的。
为了改进测得的传感器信号的质量，可使用各种方法限制由传感 器从其收集反射能量的物理体积。例如，可使发射天线为“定向的”(就 是说，它在某些方向上发射较多能量)，如可使接收器天线定向那样。 称为“时域选通”的技术可用于只测量从在离传感器一定物理距离处 的信号中产生的反射信号。实施这个的实际方式是要保证，接收信号 在预定时间段上与发射信号相混频。例如，设想在时间t＝0ns处发出 12ns脉冲。如果反射对象是150cm远，则反射脉冲将在10ns后首 先被接收(因为光走过300cm花10ns)。假定不希望探测的第二对 象300cm远，来自这个第二对象的反射脉冲直到时间t＝20ns才首先 到达。因此，如果在发射和接收脉冲之间的混频仅在从t＝10ns至t＝15 ns的时间段中是允许的，则接收的所有信息将只与第一反射对象相 关。频域选通可用于将反射对象的运动限制到某一频率之上。
在本系统的简单实施例中，将使用具有单一载波频率的单根天 线。该天线将起发射和接收天线的作用。然而，在原理上，可使用多 根接收和发射天线，如可使用多个载波频率那样。在多个频率(例如， 在500MHz和5GHz)进行测量的情况下，较低频率可用来准确地确 定大的运动而没有相位模糊，然后可从较高频率传感器信号减去该较 低频率(这些较高频率传感器信号更适于测量小的运动，如心脏信 号)。
所有这些传感器输入都馈送到用于处理和显示的单元中，和用于 对分离的单元的可能发射的单元(监测单元)。
系统然后使用其处理能力将传感器输入相组合，以提供许多有用 的输出，并且以有意义的方式显示这些输出。这些步骤按如下方式执 行。
心肺监测器主要设计用来提供关于心率和呼吸的信息。当人正在 移动时，传感器信号将常常由运动占主导，在该情况下，需要处理以 减少运动假象问题。用来在有噪音的情况下计算呼吸和心搏活动的优 选技术如下。
获取所期望长度的时期(例如，20秒)的原始信号。使用诸如 平滑平均周期图等技术估计信号这个时段的频谱。一般地，由于典型 地以从10至25次呼吸每分钟的频率(约0.15-0.45Hz)产生呼吸， 并且心脏活动在60-120次搏动每分钟(1至2Hz)的范围内发生，所 以信号的频谱将在0.15-0.45Hz、和1至2Hz的范围内具有两个波峰。 对于该时期，这些波峰发生处的频率可分别称作呼吸频率和心率。对 于每个时期的频谱分析的结果可按时间排列，以形成时间-频率呼吸曲 线图，该曲线图是可视化整个呼吸和心脏活动的有用手段。注意，这 些时期可重叠，从而可计算在任意时间处的呼吸频率和心脏频率(例 如，图5示出了分析时期是一秒间隔的情况)。
大运动假象的存在可能混淆上述的处理，所以在某些情况下，可 能需要预处理信号以减少运动假象的影响。由于大运动导致在处理的 时域中的大数值信号，可配置处理器用来测量滤波信号的能量含量， 使得通过将能量含量与预定能量值相比较而识别活体的身体运动的 时段。用来进行这个的方法是用线性高通滤波器预滤波该时期(以除 去例如0.05Hz以下的所有频率)。可选方式将是借助10秒的窗口长 度对数据进行中值滤波，并且从原始信号除去中值滤波信号。可选地， 我们可通过运动时段的高能量含量识别这些运动时段。这些运动时段 可能导致在已处理的信号中的伪像，所以可使用适当的除去测量时段 的频谱分析。明确地说，当计算该时期的频谱时，这些高运动部分中 的数据不包括在估计中(使用称为洛姆(Lomb)周期图的技术，该 技术从具有丢失段的数据提供频谱估计)。
用来改进心率和呼吸探测的精度的可选处理技术是从多个传感 器获取多个信号。这在高运动假象的情况下，如当本系统用在跑步机 环境中而人在传感器场区域慢跑的情况，是特别有益的。在这种情况 下，优选的解决方案是具有多个传感器(例如，m个，其中m可以典 型地在四至十六的范围内，但也可从一个变化到任何数)。在实际中 (由于成本原因)，或许高效的是，只有单根发射天线，和多根接收 天线，而不是每根天线既发射又接收。同样，可能有益的是，使一根 或多根天线产生在多个频率下的RF信号。然而，该方法的实施例是 使用一个发射器，并且在传感器中接收m个信号(每个路程将经历不 同的相位延迟和振幅变化)。系统的另一有用的实施例是在不同频率 下操作的多个传感器，其中相对低的频率用于估计活体的大的身体运 动，并且相对高的频率用于估计活体的较小运动。例如，在1GHz下 操作的传感器对于探测厘米范围内的运动是有用的，而在同一系统中 在100GHz下操作的传感器可有助于探测毫米的运动。
有用的模型是将m个接收信号收集为信号向量x：
可合理地假定，每个信号表示来自多个源的混频(例如，一个来 自呼吸、一个来自心脏活动、一个来自左臂运动等)。因此，接收信 号表示源w的线性混频，使得
w＝Ax其中
在实际中，我们对得到信号w感兴趣，因为它们将清晰地分离 感兴趣的不同分量。在这种分析中帮助我们的关键因素是，多个源信 号是独立的(即，例如，心脏信号独立于呼吸，该呼吸独立于手臂运 动)。在这种假设下，有多种将接收x映射回w的算法，并且这些被 称作独立分量分析(ICA)技术。尤其是，我们可通过对源信号施加 某些约束条件来进一步优化我们的解决方案(例如，它应该具有在0.15 至0.25Hz的范围内的主频率)。这样的算法称为约束ICA算法。在 ICA分析中的有用技术调查可在“Independent component analysis for biomedical signals(用于生物医学信号的独立分量分析)，” C.J.James and C.W.Hesse，Physiological Measurement vol.26(1)， R15-R39，Feb 2005中找到。
除确定呼吸速率和振幅、心率、及运动之外，本系统提供组合信 号的装置，以便计算另外的有用输出。例如，整体心肺健康的有用标 志是呼吸性窦性心律失常(RSA)。这测量呼吸对心率的影响，并且 耦合越强，整体心肺健康越好。一般地，有配置处理器以使用测量的 心率和呼吸速率信息来计算呼吸性窦性心律失常的参数的功用。一种 手段可能是，使用测量的心率和呼吸速率信号的交叉谱分析来计算呼 吸性窦性心律失常的参数。
然而，存在用于计算RSA的各种技术。该系统的一个实施例如 下。
取得测量时期(例如，60秒)，在该测量时期上人的活动相当 恒定。得到在心脏信号和呼吸信号之间的相干性(相干性被典型地定 义为：两个信号的交叉谱密度除以分离取得的各信号的功率谱密度的 平方根所得到的比值)。确定的频带(例如，0.15-0.25Hz)中的相干 性的最高值被当作在心率与呼吸之间的耦合的度量。这个相干性值可 跨越不同的运动时期被跟踪，或者与人口平均值相比较。
由本系统得到的心肺性能的另一有用测量是，仅由心率测量、或 由心率和呼吸速率的组合来估计通气阈值。本系统可配置成通过在确 定的测量时段上使测得的心率与测得的呼吸速率相关联来计算心肺 性能的有用参数(诸如通气阈值)。用来从组合的心率和呼吸速率获 得通气阈值的优选实施例是，检查每呼吸周期心搏相对于呼吸速率的 曲线。在这条曲线中，有特征转折点，该特征转折点发生在与通气阈 值相对应的频率处。
最后，本系统提供用于将有用信息传送给其用户的装置。显示装 置可以为诸如手表的形式，具有诸如当前心率、当前呼吸速率、以及 位置等参数。用户也可能具有观看趋势屏幕(trend screen)的能力， 该趋势屏幕示出在不同时间标度(time scale)上的以前心率、以前呼 吸速率、以及诸如估计的RSA相干性等导出参数的图表。在一些使 用情况下，有益的是，设计可包含一个或多个传感器、处理器、以及 显示器的外壳。该外壳可适合于握在用户的手中以方便使用。外壳也 可并入其它功能性，如远程通信或定位系统(例如，蜂窝电话手机将 是这种外壳的具体实施例)。
工业实用性的叙述
本发明通过以方便和低成本方式监测活体例如人的运动、呼吸、 以及心率，例如在医学、安全、以及运动健康领域具有应用。这种监 测例如在人的健康和活动的心肺标志的评定中是有用的。
图2提供了示例性传感器元件的示意表示。传感器元件使用射频 检测和处理来提取与呼吸和心率相关联的身体运动。与呼吸相关联的 身体运动是易于观察的，因为呼吸引起胸部和腹部的运动。与心脏活 动相关联的运动较不明显，但生理学家使用术语“心冲击描记图”来指 代由于心脏收缩而在皮肤表面处显现的压力波。这种很小的运动可由 灵敏运动传感器探测。
本系统向人发射射频信号。反射信号然后被接收、放大并与原始 信号的一部分相混频，并且这个混频器的输出然后被低通滤波。这个 混频器的输出因此可当作从反射的射频信号导出的已处理的时域信 号。这种产生的信号包含关于人的运动、呼吸及心脏活动的信息，并 且被称作原始传感器信号。在图2中，为了举例表示，用脉冲连续波 信号表示系统的射频传感器分量。在可选择实施例中，本系统也可以 使用正交发射，在该正交发射中，使用相位相差90度的两个载波信 号。在脉冲变得时间非常短的极限下，这种系统可重新特征化为超宽 带(UWB)射频传感器。通过使用连续波系统也可得到改进的信噪比， 其中连续地发射RF信号。
图3给出当传感器接近于身体表面(例如，5cm内)时得到的 代表性的原始传感器信号。接收到的原始传感器信号中的主要分量将 是心冲击描记图、和传感器与人的相对运动。为了减小相对运动，传 感器单元可使用弹性约束机构、或类似机构机械地固定到皮肤上。图 3是具有占主导的心冲击描记图分量的原始传感器信号的实例(在这 种情况下，在上臂的肘部内侧处测得)。这表示使用26GHz脉冲连 续波原型的系统收集到的5秒的数据。在这样的情况下，将利用阈值 通过技术确定心搏(脉冲与其中信号大于或小于阈值的点相关联)。 更复杂地(但是为典型情况)，心冲击描记图将呈现较复杂但可重复 的脉冲形状。因此，例如由匹配滤波器实施的脉冲形状模板可与获取 的心脏信号相关，并且相关性高的地方将用作心搏位置。相应地，本 系统通过辨别所处理的时域信号中的波峰、或通过接收信号与原型心 脏信号的时域相关性、或通过其它手段，识别活体的心搏。这种处理 产生用以辨别每次心搏的发生时间的一系列时间标记。可通过处理器 使用这些时间标记来发出活体的每次心搏的声音信号，或者点亮显示 器上的断续图标。
当给定每次事件发生时的时间标记，计算心率是可能的。对于在 图3中示出的信号，我们将把信号穿过阈值的点标记为心脏事件时间 Bn(其中，n是搏动数)。由此我们可将瞬时心率计算为1/BBn，其 中，BBn＝Bn-Bn-1(搏动间隔)。在实践中，较有用的是，定义在时间 时期(例如，10秒)内的平均心率。这可通过对在10秒窗口内发生 的搏动数进行计数、然后除以10以得到每秒的平均搏动数来实现。 例如，在图3中示出的实例中，在五秒窗口内发生了5.9次搏动，从 而报告的心率是每分钟(5.9/5)×60＝71次搏动。
当本装置进一步远离身体(例如，1米或更远)时，接收到的原 始传感器信号将是全身运动、呼吸、以及心脏活动的组合。图4的上 部曲线示出了从成人体得到的光电容积脉搏波信号的时间过程，其中 每次心搏与相异的模式(distinctive pattern)相关联。图4的下部曲 线表示在几米距离处从同一对象同时得到的信号，并且示出了有分离 的(separate)呼吸和心脏信号。具体而言，圆圈凸显与每次心搏相 关联的皮肤运动。皮肤运动典型地与脉冲波形中的二色性(dichrotic) 波峰对准。
在进一步远离身体使用的情况下，如以上描述的那样，接收到的 原始信号包含关于呼吸和心率、以及全身运动的信息。用来评定和可 视化呼吸和心脏信息的技术是使用时间-频率表示法，如短时傅立叶变 换和波峰检出算法。处理器也可配置成使用接收信号的频域处理来识 别活体的生理活动。在下面提供详细描述，但广泛地它包括取得以时 间t1为中心的时期的频谱，并且求出与期望的呼吸和心脏频率对应得 最好的频谱波峰。对于该时期，两个波峰可被注意到，并且被认为是 时间t1处的心脏和呼吸频率。然后可形成新时期，该新时期与以前时 期重叠，但现在该新时期以t2为中心，并且可计算形成在时间t2处的 心脏和呼吸频率的两个新频率。图5表示将这种技术应用于50秒数 据的结果，具有20秒的窗口长度、和19秒的重叠。随着时间的过去， 可跟踪在每分钟大约20次呼吸下的呼吸分量、和在每分钟近似70次 搏动下的心脏分量。
图6提供当多个射频(RF)块被用于无线电波的发射和接收时 系统的示意图。在这个示意图中，有三个独立的RF块，每个RF块 均能够接收和发射无线电波。各个RF块类似于先前在图2中示出的 RF块。它们将从被检测的个人产生整体信号的多个独立拷贝，从而 可使用信号处理提取独立的运动分量(例如，呼吸、心脏信号、以及 上身运动)。注意，如果需要则天线也能以分离的频率发射。天线的 物理分离(例如，通过大于四分之一波长)也将使发射路径在统计上 独立。
图7表示用于本系统的显示器的示意图。本系统将典型地显示诸 如当前心率、当前呼吸速率、以及呼吸性窦性心律失常程度等参数。 由于本系统可以容易地集成有能够测量位置的装置(例如，使用全球 定位系统-GPS)，所以也可以在系统输出装置上显示位置。本系统也 将具有对于用户显示有用趋势的能力，诸如在过去一小时的心率、上 周的RSA值等。并入位置信息的进一步优点是，它允许本系统用在 标准健康测试中。例如，一般心血管健康的良好标志是“一英里健康 测试”。在这个测试中，人轻快地行走一英里，并且记录其在一英里 的结束处的脉搏。定位系统在人已经行走了一英里时将自动地通知他 们，并且记录此时的心率。类似地，在临床应用中，六分钟行走测试 被常规地使用。在这种行走中，要求人按他们自己的步调行走六分钟， 并且走过的距离作为他们一般心血管健康的标志。集成的定位系统将 自动保持对走过距离的跟踪、和在该时段期间的心率和呼吸速率。这 样，通过包括定位系统可提高本系统的利用率，该定位系统配置成监 测活体的位置，并且同时跟踪他们的生理活动。
图8示出了本系统如何计算与通气阈值相关的参数的示意图。本 装置可记录在运动时段上的心率和呼吸速率。在运动结束时，本装置 可画出心率对在该心率下看到的平均呼吸速率。在图8中示出这样一 条曲线的示意图解。如果运动强度接近于人的最大值，那么曲线可用 来辨别“转折点”，在该“转折点”处，呼吸速率相对于心率更快地增加。 这种情况发生处的呼吸速率可用作通气阈值(VT)的替代物。当人经 历健康规划时，可在数周或数月的过程中跟踪这个参数的值。
在一个实施例中，本系统包括传感器单元、和监测与显示单元， 其中结果可被分析、可视化及传送给用户。如果需要，传感器单元和 显示/监测单元可并入单个独立装置中。该装置可以包括一个或多个运 动传感器(用来探测一般身体运动、呼吸、及心率)；处理能力(导 出与心脏活动、呼吸及运动直接相关的信号，并因此导出诸如呼吸速 率、心率及运动等参数)；显示能力(提供视觉反馈)；听觉能力(提 供声音反馈，例如其频率随呼吸变化的音调、或每次探测的心搏的声 音)；将获取的数据发送到分离的单元的通信能力(有线的或无线的)。 这个分离的单元可以执行上述的处理、显示和听觉能力。
更明确地说，典型的传感器将包括一个或多个射频多普勒 (Doppler)传感器，这些射频多普勒传感器发射射频能量(典型地 在100MHz至100GHz的范围内)，并且使用反射的接收信号构造 运动信号。为了容易解释，我们将首先把我们的讨论限制到只使用一 个传感器单元的情况。该工作依据的原理是从该单元发射如下的射频 波
s(t)＝u(t)cos(2πfct+θ)(1)
在这个实例中，载波频率是fc，t是时间，并且θ是任意相位角。 u(t)是脉冲形状。在连续波系统中，值总是为一，并且可从公式(1) 中省去。一般而言，脉冲将被定义为
其中T是周期宽度，并且Tp是脉冲宽度。其中Tp＜＜T，这成为 脉冲连续波系统。在极端情况下，当Tp的时间变得非常短时，发出 的信号的频谱变得非常宽，本系统被称作超宽带(UWB)雷达或冲击 雷达。可替换地，RF发射信号的载波频率可被改变(线性调频 (chirped))，以产生所谓的频率调制连续波(FMCW)系统。
在传感器系统中使用与用来施加脉冲选通的电路相耦合的本机 振荡器来产生这个射频信号。在FMCW情况下，电压控制的振荡器 与电压-频率转换器一起使用以产生RF信号用于发射。使用天线实现 RF信号与空气的耦合。天线可以是全向的(在所有方向上或多或少 等同地发射功率)或定向的(优先地在某些方向上发射功率)。可能 有利的是，在这种系统中使用定向天线，使得发射和反射的能量主要 来自一个方向。本系统与诸如简单的偶极天线、贴片天线以及螺旋天 线等各种类型的天线相兼容，并且天线的选择可受诸如要求的方向 性、尺寸、形状、或成本等因素的影响。应该注意的是，本系统可按 已经表明对于人使用安全的方式操作。本系统已经用＜1mW(0dBm) 和更低的总的系统发射平均功率证明。对于RF辐射的推荐安全级是 1mW/cm2。在距离以0dBm发射的系统1米处，等效功率密度将比 这个推荐的极限小至少100倍。
在所有情况下，发出的信号将被反射离开用以反射无线电波的对 象(诸如空气-身体界面)，并且一些反射信号将在发射器处被接收回。 接收信号和发射信号能够在称为混频器的标准电子装置中相乘(以模 拟或数字形式)。例如，在CW情况下，混频信号将等于
m(t)＝γcos(2πfct)cos(2πfct+φ(t))(3)
其中φ(t)是发射和接收信号的路程差(在所述反射由单个反射对 象占主导的情况下)，并且γ是由反射信号经历的衰减。如果反射对 象被固定，那么φ(t)被固定，并且m(t)也被固定。令我们感兴趣的是， 反射对象(例如，胸部)正在运动时，m(t)将随时间变化。作为简单 的实例，如果胸部由于呼吸正在经历正弦运动：
resp(t)＝cos(2πfmt) (4)
那么混频信号将包含fm处的分量(以及可通过滤波简单除去的以2fc 为中心的分量)。在混频之后由低通滤波器输出的信号被称作原始传 感器信号，并且包含关于运动、呼吸及心脏活动的信息。
原始传感器信号的振幅受反射信号的平均路程距离的影响，从而 导致传感器中的探测零和波峰(传感器较不灵敏或较灵敏的区域)。 这种影响可通过使用正交技术被最小化，在该正交技术中，发射器同 时发射相位相差90度的信号(两个信号将被称作为I和Q分量)。 这将导致可被混频的两个反射信号，最终导致两个原始传感器信号。 这两个信号中的信息通过取得它们的模(或其它技术)可被组合，以 提供单一输出的原始传感器信号。
在UWB情况下，获取原始传感器信号的可选方法可能是优选 的。在UWB情况下，可通过测量在发射脉冲与波峰反射信号之间的 延迟确定到最有效的空气-身体界面的路程距离。例如，如果脉冲宽度 是1ns，并且从传感器到身体的距离是0.05m，那么在脉冲的波峰反 射之前经过的总时间m(τ)将是0.1/(3×108)s＝0.33ns。通过发射大量脉 冲(例如，1ns脉冲每1μs)并且假定路程距离正缓慢地变化，我们 可导出原始传感器信号，作为在该时间段上时间延迟的平均。
以这种方式，射频传感器可获取系统针对的身体部分的运动。可 使用定向天线、或多个RF发射器实现方向选择性。在图4的下部曲 线中示出以这种方式使用脉冲动连续波系统获取的胸部的组合运动 (它主要是呼吸和心脏信号的组合)。然而我们强调，连续波、FMCW、 或UWB雷达也可得到类似信号。
此外，由于大部分反射能量从皮肤的表面层接收到，所以这种运 动传感器也可得到心冲击描记图，这是因随每次搏动的血压变化而造 成的皮肤表面处心搏的表现。已经在图3中示出通过RF运动传感器 得到的表面心冲击描记图的实例。在该情况下，心冲击描记图由接近 于皮肤(上臂)的传感器强调(emphasized)，并且呼吸分量是不可 见的。
为了改进测得的传感器信号的质量，可使用各种方法限制由传感 器从其收集反射能量的物理体积。例如，可使发射天线为“定向的”(就 是说，它在某些方向上发射较多能量)，如可使接收器天线定向那样。 称为“时域选通”的技术可用于只测量从在离传感器一定物理距离处 的信号中产生的反射信号。实施这个的实际方式是要保证，接收信号 在预定时间段上与发射信号相混频。例如，设想在时间t＝0ns处发出 12ns脉冲。如果反射对象是150cm远，则反射脉冲将在10ns后首 先被接收(因为光走过300cm花10ns)。假定不希望探测的第二对 象300cm远，来自这个第二对象的反射脉冲直到时间t＝20ns才首先 到达。因此，如果在发射和接收脉冲之间的混频仅在从t＝10ns至t＝15 ns的时间段中是允许的，则接收的所有信息将只与第一反射对象相 关。频域选通可用于将反射对象的运动限制到某一频率之上。
在本系统的简单实施例中，将使用具有单一载波频率的单根天 线。该天线将起发射和接收天线的作用。然而，在原理上，可使用多 根接收和发射天线，如可使用多个载波频率那样。在多个频率(例如， 在500MHz和5GHz)进行测量的情况下，较低频率可用来准确地确 定大的运动而没有相位模糊，然后可从较高频率传感器信号减去该较 低频率(这些较高频率传感器信号更适于测量小的运动，如心脏信 号)。
所有这些传感器输入都馈送到用于处理和显示的单元中，和用于 对分离的单元的可能发射的单元(监测单元)。
系统然后使用其处理能力将传感器输入相组合，以提供许多有用 的输出，并且以有意义的方式显示这些输出。这些步骤按如下方式执 行。
心肺监测器主要设计用来提供关于心率和呼吸的信息。当人正在 移动时，传感器信号将常常由运动占主导，在该情况下，需要处理以 减少运动假象问题。用来在有噪音的情况下计算呼吸和心搏活动的优 选技术如下。
获取所期望长度的时期(例如，20秒)的原始信号。使用诸如 平滑平均周期图等技术估计信号这个时段的频谱。一般地，由于典型 地以从10至25次呼吸每分钟的频率(约0.15-0.45Hz)产生呼吸， 并且心脏活动在60-120次搏动每分钟(1至2Hz)的范围内发生，所 以信号的频谱将在0.15-0.45Hz、和1至2Hz的范围内具有两个波峰。 对于该时期，这些波峰发生处的频率可分别称作呼吸频率和心率。对 于每个时期的频谱分析的结果可按时间排列，以形成时间-频率呼吸曲 线图，该曲线图是可视化整个呼吸和心脏活动的有用手段。注意，这 些时期可重叠，从而可计算在任意时间处的呼吸频率和心脏频率(例 如，图5示出了分析时期是一秒间隔的情况)。
大运动假象的存在可能混淆上述的处理，所以在某些情况下，可 能需要预处理信号以减少运动假象的影响。由于大运动导致在处理的 时域中的大数值信号，可配置处理器用来测量滤波信号的能量含量， 使得通过将能量含量与预定能量值相比较而识别活体的身体运动的 时段。用来进行这个的方法是用线性高通滤波器预滤波该时期(以除 去例如0.05Hz以下的所有频率)。可选方式将是借助10秒的窗口长 度对数据进行中值滤波，并且从原始信号除去中值滤波信号。可选地， 我们可通过运动时段的高能量含量识别这些运动时段。这些运动时段 可能导致在已处理的信号中的伪像，所以可使用适当的除去测量时段 的频谱分析。明确地说，当计算该时期的频谱时，这些高运动部分中 的数据不包括在估计中(使用称为洛姆(Lomb)周期图的技术，该 技术从具有丢失段的数据提供频谱估计)。
用来改进心率和呼吸探测的精度的可选处理技术是从多个传感 器获取多个信号。这在高运动假象的情况下，如当本系统用在跑步机 环境中而人在传感器场区域慢跑的情况，是特别有益的。在这种情况 下，优选的解决方案是具有多个传感器(例如，m个，其中m可以典 型地在四至十六的范围内，但也可从一个变化到任何数)。在实际中 (由于成本原因)，或许高效的是，只有单根发射天线，和多根接收 天线，而不是每根天线既发射又接收。同样，可能有益的是，使一根 或多根天线产生在多个频率下的RF信号。然而，该方法的实施例是 使用一个发射器，并且在传感器中接收m个信号(每个路程将经历不 同的相位延迟和振幅变化)。系统的另一有用的实施例是在不同频率 下操作的多个传感器，其中相对低的频率用于估计活体的大的身体运 动，并且相对高的频率用于估计活体的较小运动。例如，在1GHz下 操作的传感器对于探测厘米范围内的运动是有用的，而在同一系统中 在100GHz下操作的传感器可有助于探测毫米的运动。
有用的模型是将m个接收信号收集为信号向量x：
可合理地假定，每个信号表示来自多个源的混频(例如，一个来 自呼吸、一个来自心脏活动、一个来自左臂运动等)。因此，接收信 号表示源w的线性混频，使得
w＝Ax其中
在实际中，我们对得到信号w感兴趣，因为它们将清晰地分离 感兴趣的不同分量。在这种分析中帮助我们的关键因素是，多个源信 号是独立的(即，例如，心脏信号独立于呼吸，该呼吸独立于手臂运 动)。在这种假设下，有多种将接收x映射回w的算法，并且这些被 称作独立分量分析(ICA)技术。尤其是，我们可通过对源信号施加 某些约束条件来进一步优化我们的解决方案(例如，它应该具有在0.15 至0.25Hz的范围内的主频率)。这样的算法称为约束ICA算法。在 ICA分析中的有用技术调查可在“Independent component analysis for biomedical signals(用于生物医学信号的独立分量分析)，” C.J.James and C.W.Hesse，Physiological Measurement vol.26(1)， R15-R39，Feb 2005中找到。
除确定呼吸速率和振幅、心率、及运动之外，本系统提供组合信 号的装置，以便计算另外的有用输出。例如，整体心肺健康的有用标 志是呼吸性窦性心律失常(RSA)。这测量呼吸对心率的影响，并且 耦合越强，整体心肺健康越好。一般地，有配置处理器以使用测量的 心率和呼吸速率信息来计算呼吸性窦性心律失常的参数的功用。一种 手段可能是，使用测量的心率和呼吸速率信号的交叉谱分析来计算呼 吸性窦性心律失常的参数。
然而，存在用于计算RSA的各种技术。该系统的一个实施例如 下。
取得测量时期(例如，60秒)，在该测量时期上人的活动相当 恒定。得到在心脏信号和呼吸信号之间的相干性(相干性被典型地定 义为：两个信号的交叉谱密度除以分离取得的各信号的功率谱密度的 平方根所得到的比值)。确定的频带(例如，0.15-0.25Hz)中的相干 性的最高值被当作在心率与呼吸之间的耦合的度量。这个相干性值可 跨越不同的运动时期被跟踪，或者与人口平均值相比较。
由本系统得到的心肺性能的另一有用测量是，仅由心率测量、或 由心率和呼吸速率的组合来估计通气阈值。本系统可配置成通过在确 定的测量时段上使测得的心率与测得的呼吸速率相关联来计算心肺 性能的有用参数(诸如通气阈值)。用来从组合的心率和呼吸速率获 得通气阈值的优选实施例是，检查每呼吸周期心搏相对于呼吸速率的 曲线。在这条曲线中，有特征转折点，该特征转折点发生在与通气阈 值相对应的频率处。
最后，本系统提供用于将有用信息传送给其用户的装置。显示装 置可以为诸如手表的形式，具有诸如当前心率、当前呼吸速率、以及 位置等参数。用户也可能具有观看趋势屏幕(trend screen)的能力， 该趋势屏幕示出在不同时间标度(time scale)上的以前心率、以前呼 吸速率、以及诸如估计的RSA相干性等导出参数的图表。在一些使 用情况下，有益的是，设计可包含一个或多个传感器、处理器、以及 显示器的外壳。该外壳可适合于握在用户的手中以方便使用。外壳也 可并入其它功能性，如远程通信或定位系统(例如，蜂窝电话手机将 是这种外壳的具体实施例)。
工业实用性的叙述
本发明通过以方便和低成本方式监测活体例如人的运动、呼吸、 以及心率，例如在医学、安全、以及运动健康领域具有应用。这种监 测例如在人的健康和活动的心肺标志的评定中是有用的。