JP7645880B2 - 生理的パラメータ検出システム及び方法 - Google Patents

Description

本出願は、２０１９年１０月１８日付で出願したオーストラリア仮特許出願第２０１９９０３９３７号の優先権を主張するものであり、その内容全体が参照により本明細書に組み込まれる。

本開示は、一般に信号の検出に関するものであり、より具体的には、対象体（ｓｕｂｊｅｃｔ）の少なくとも１つの生理的パラメータに関する信号を検出するためのセンサ・アセンブリに関するものである。

設置されると容量に関する信号を測定するための、特に、生体の生理的パラメータを測定及び監視するための様々なセンサ及びシステムが存在するが、測定されているパラメータを表す有用な信号を連続的に及び確実に提供することは、依然として困難である。さらに、パラメータを測定するセンサ／システムを生体が快適に収容することができながら、それを行うこともまた、特に対象体が長期間にわたってセンサ／システムを着用する必要がある場合に、困難である。

生体において、筋肉の収縮度を検出する力検出抵抗器（ＦＳＲ：ｆｏｒｃｅ－ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ｒｅｓｉｓｔｏｒ；力覚抵抗器）の使用が報告されている。

本明細書に含まれている文書、行為、材料、デバイス、物品などのいずれについての議論も、これら事項のいずれか又は全てが先行技術基準の一部を形成する、又はそれが添付の請求項の各々の優先日以前に存在した、本開示が関連する技術分野における技術常識であったことを承認するとはみなされない。

本開示の第１の態様（ａｓｐｅｃｔ）によれば、対象体の生理的パラメータを検出するための装置であって、対象体の器官の力変位（ｆｏｒｃｅ ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ）を表す第１の信号を生成するように構成される力センサ、対象体の器官の変位速度（ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ ｖｅｌｏｃｉｔｙ）を表す第２の信号を生成するように構成される、力センサと連係する変位センサ、並びに力センサ及び変位センサを器官と機械的に連結するように構成される、力センサ及び変位センサのうちの１つに配設されるカプラを有する、装置が提供される。

力センサは、第１の力検出抵抗器（ＦＳＲ）を含み得る。変位センサは、圧電センサを含み得る。器官は、皮膚であり得る。

カプラは、力センサの最大平面面積（ｍａｘｉｍｕｍ ｐｌａｎａｒ ｓｕｒｆａｃｅ ａｒｅａ）より小さい最大平面面積を有し得る。さらに、カプラの最大平面面積は、変位センサの最大平面面積と近似し得る。

力センサは、変位センサに取り付けられ得る。

力センサは、カプラの動作可能な後面へ連結される動作可能な前面、及び変位センサの動作可能な前面へ連結される動作可能な後面を有し得る。

別の実施例では、力センサ及び変位センサはそれぞれ、カプラの動作可能な後面へ連結される動作可能な前面を有し得る。力センサ及び変位センサは、カプラの動作可能な後面に同心円状に配設され得る。

カプラは、器官と接触するように構成される前面を有し得る。前面は、ドーム型又はマッシュルーム型又はコーン型又はピラミッド型であり得る。その代わりに、カプラは、円筒形又は直方体（ｃｕｂｏｉｄ；立方体を含む直方体）であり得る。カプラは、アクリル樹脂などの硬質プラスチック材料、及び導電性材料のうちの少なくとも１つを含み得る。

装置は、装置の動作可能な後面へ加えられる力を測定するように構成される第２の力センサをさらに有し得る。第２の力センサは、力検出抵抗器（ＦＳＲ）であり得る。第２の力センサは、変位センサの動作可能な後面へ連結され得る。

装置は、装置を対象体の器官へ留めるように構成される固定デバイスをさらに有し得る。固定デバイスは、ａ）ストラップ、ｂ）ベルト、ｃ）接着パッチのうちの少なくとも１つを含み得る。

装置は、第１の信号及び第２の信号に基づいて生理的パラメータを決定するように構成される、少なくとも１つのプロセッサをさらに有し得る。少なくとも１つのプロセッサは、第１の信号に基づいて、変位センサから受信した第２の信号を較正するように構成され得る。

生理的パラメータは、心拍などの心臓パラメータ、中心血圧又は末梢血圧（ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｂｌｏｏｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）などの血圧、子宮収縮、胎動、呼吸、心音などの体内音、対象体の心臓弁の開放時間、対象体の心臓弁の閉鎖時間、対象体の心臓の収縮レベル、対象体の心臓の一回拍出量、心拍出量、及び血液の脈波伝播時間のうちの少なくとも１つを含み得る。

本開示の別の態様によると、対象体の生理的パラメータを測定する方法であって、対象体の第１の位置で皮膚へ機械的に連結される第１の力センサから第１の信号を受信すること、第１の位置から離れた、対象体の第２の位置で皮膚へ機械的に連結される第２の力センサから第２の信号を受信すること、並びに第１及び第２の信号の比較に基づいて生理的パラメータを決定することを含む、方法が提供される。

比較は、第１の信号と第２の信号との差を含み得る。

第１の力センサ及び第２の力センサのうちの１つ又は複数は、力検出抵抗器（ＦＳＲ）であり得る。

生理的パラメータは、心拍などの心臓パラメータ、中心血圧又は末梢血圧などの血圧、子宮収縮、胎動、呼吸、心音などの体内音、対象体の心臓弁の開放時間、対象体の心臓弁の閉鎖時間、対象体の心臓の収縮レベル、対象体の心臓の一回拍出量、心拍出量、及び血液の脈波伝播時間のうちの少なくとも１つを含み得る。

第１の位置は、剣状突起又はその付近などの、対象体の上部胸郭（上側胸部）上にあり得る。第２の位置は、対象体の下部胸郭（下側胸部）上にあり得る。測定される生理的パラメータは、中心血圧であり得る。

別の実施例では、第１の位置は、対象体の胸郭上にあり得る。第２の位置は、対象体の大腿動脈及び鎖骨下動脈のうちの１つ、又は他の末梢動脈の近傍にあり得る。そのような場合に測定される生理的パラメータは、末梢血圧であり得る。

方法は、第１の位置及び第２の位置から離れた第３の位置で、皮膚へ機械的に連結される第３の力センサから第３の信号を受信すること、並びに第１の信号と第２の信号と第３の信号との比較に基づいて生理的パラメータを決定することをさらに含み得る。第３の力センサは、ＦＳＲであり得る。

方法は、第１のセンサ及び第２のセンサのうちの１つ又は複数を対象体の皮膚へ機械的に連結することをさらに含み得る。

本開示の別の態様によると、対象体の生理的パラメータを測定するためのシステムであって、対象体の皮膚の第１の位置で力変位を表す第１の信号を生成するように構成される第１の力センサ、対象体の皮膚の第２の位置で力変位を表す第２の信号を生成するように構成される第２の力センサ、並びに第１の信号と第２の信号との比較に基づいて対象体の生理的パラメータを決定するように構成される、少なくとも１つのプロセッサを有する、システムが提供される。

比較は、第１の信号と第２の信号との差を含み得る。

第１の力センサ及び第２の力センサのうちの少なくとも１つは、力検出抵抗器（ＦＳＲ）であり得る。

生理的パラメータは、心拍などの心臓パラメータ、又は中心血圧若しくは末梢血圧などの血圧、子宮収縮、胎動、呼吸、心音などの体内音、対象体の心臓弁の開放時間、対象体の心臓弁の閉鎖時間、対象体の心臓の収縮レベル、対象体の心臓の一回拍出量、心拍出量、及び血液の脈波伝播時間を含み得る。

第１の位置は、剣状突起又はその付近などの、対象体の上部胸郭上にあり得る。第２の位置は、対象体の下部胸郭上にあり得る。測定される生理的パラメータは、中心血圧であり得る。

別の実施例では、第１の位置は、対象体の胸郭上にあり得る。第２の位置は、対象体の大腿動脈及び鎖骨下動脈のうちの１つ、又は他の末梢動脈の近傍にあり得る。そのような場合に測定される生理的パラメータは、末梢血圧であり得る。

システムは、第１の位置及び第２の位置から離れた対象体の皮膚の第３の位置で、力変位を表す第１の信号を生成するように構成される第３の力センサをさらに有し得る。次いで、生理的パラメータは、第１の信号と第２の信号と第３の信号との比較に基づいて決定され得る。第３の力センサは、ＦＳＲであり得る。

第１の力センサ及び第２の力センサのうちの１つ又は複数は、上記の装置の第１の力センサであり得る。

本開示の別の態様によると、対象体の少なくとも１つのパラメータを検出するための装置であって、撓みと共に変化するインピーダンスを有する可撓性センサ部材、及び可撓性センサ部材を囲み、対象体の表面の、半径などの形状の変化が可撓性センサを撓ませるように、対象体の表面の近傍の可撓性センサ部材の接触面を維持するように構成される、可撓性支持体を有する、装置が提供される。

可撓性センサ部材は、力検出抵抗器（ＦＳＲ）を含み得る。

支持体は、ファブリック支持体（ｆａｂｒｉｃ ｃａｒｒｉｅｒ；布製支持体）及びエラストマ支持体のうちの少なくとも１つであり得る。支持体は、ストラップ又は接着パッチを含み得る。支持体は、対象体によって着用される衣類を含み得る。衣類は、シャツ又はベスト又はジャケット又はコートを含み得る。

対象体の表面は、対象体の胸郭における皮膚などの、皮膚であり得る。可撓性支持体は、皮膚の膨張及び収縮（例えば、呼吸による胸郭の膨張及び収縮）が可撓性センサを撓ませるように、皮膚の近傍の接触面を維持するように構成され得る。

装置は、可撓性センサ部材のインピーダンスに基づいて少なくとも１つのパラメータを生成するように構成される、少なくとも１つのプロセッサをさらに有し得る。

パラメータは、心拍などの心臓パラメータ、又は中心血圧若しくは末梢血圧などの血圧、又は子宮収縮、胎動、呼吸、心音などの体内音、対象体の心臓弁の開放時間、対象体の心臓弁の閉鎖時間、対象体の心臓の収縮レベル、対象体の心臓の一回拍出量、心拍出量、及び／又は血液の脈波伝播時間を含み得る。

本開示の別の態様によると、対象体の少なくとも１つのパラメータを検出する方法であって、対象体の器官の近傍の第１の位置に上記の可撓性センサを配置すること、及び可撓性センサ部材のインピーダンスに基づいて少なくとも１つのパラメータを決定することを含む、方法が提供される。

本開示の実施例が、ここで、添付図面を参照して、実例によって説明される。

センサ・アセンブリの第１の実施例の概略図である。 センサ・アセンブリの第２の実施例の概略図である。 センサ・アセンブリの第３の実施例の概略図である。 センサ・アセンブリの第４の実施例の概略図である。 図１ａ及び図１ｂのカプラの変形を示す図である。 図１ａ及び図１ｂのカプラの変形を示す図である。 図１ａ及び図１ｂのカプラの変形を示す図である。 図１ａ及び図１ｂのカプラの変形を示す図である。 図１ａ及び図１ｂのカプラの変形を示す図である。 図１ａ及び図１ｂのカプラの変形を示す図である。 図１ａ及び図１ｂのカプラの変形を示す図である。 ヒト対象体での様々な配置における、センサ・アセンブリの実施例を示す図である。 ヒト対象体での様々な配置における、センサ・アセンブリの実施例を示す図である。 ヒト対象体での様々な配置における、センサ・アセンブリの実施例を示す図である。 ヒト対象体での様々な配置における、センサ・アセンブリの実施例を示す図である。 センサ・アセンブリから受信した信号を処理するための、信号処理連鎖を示す図である。 図１又は図２のセンサ・アセンブリの力センサから力信号を生成するための、図７の信号処理連鎖の信号調整ステージによって実施される、実例としての処理回路を示す図である。 図１又は図２のセンサ・アセンブリの力センサから力信号を生成するための、図７の信号処理連鎖の信号調整ステージによって実施される、実例としての処理回路を示す図である。 図１又は図２のセンサ・アセンブリの力センサから力信号を生成するための、図７の信号処理連鎖の信号調整ステージによって実施される、実例としての処理回路を示す図である。 図２のセンサ・アセンブリの力センサ及び第２の力センサの特性に基づいて力信号を生成するための、図７の信号処理連鎖の信号調整ステージによって実施される、実例としての処理回路の回路図である。 図２のセンサ・アセンブリの力センサ及び第２の力センサの特性に基づいて力信号を生成するための、図７の信号処理連鎖の信号調整ステージによって実施される、実例としての処理回路の回路図である。 図２のセンサ・アセンブリの力センサ及び第２の力センサの特性に基づいて力信号を生成するための、図７の信号処理連鎖の信号調整ステージによって実施される、実例としての処理回路の回路図である。 図１ａ又は図１ｂのセンサ・アセンブリの変位センサから調整された速度信号を生成するための、図７の信号処理連鎖の信号調整ステージによって実施される、実例としての処理連鎖のブロック線図である。 図１ａ又は図１ｂのセンサ・アセンブリの変位センサから調整された速度信号を生成するための、図７の信号処理連鎖の信号調整ステージによって実施される、処理回路の第１の実施例を示す図である。 図１ａ又は図１ｂのセンサ・アセンブリの変位センサから調整された速度信号を生成するための、図７の信号処理連鎖の信号調整ステージによって実施される、処理回路の第２の実施例を示す図である。 複数のセンサ・アセンブリから受信した信号を処理するための、信号処理連鎖を示す図である。 図３に示されたように、対象体の胸骨上に位置づけられた図１ａのセンサ・アセンブリによって記録された、力と時間の関係を示すプロットである。 図３に示されたように、対象体の胸骨上に位置づけられた図１ａのセンサ・アセンブリによって記録された、力と時間の関係を示すプロットである。 対象体の胸骨上窩及び心尖にそれぞれ配置された、センサ・アセンブリの力センサからの２つの力信号の和のプロットである。 図１ａのセンサ・アセンブリの力センサから導出された力信号と、図１のセンサ・アセンブリの変位センサから導出された変位速度信号の積分とを比較するプロットである。 心電図（ＥＣＧ：ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）を、図１のセンサ・アセンブリから導出された力信号及び変位信号と比較するプロットである。 ＥＣＧ及びＥＣＧから導出された呼吸信号を伴う、図１ａのセンサ・アセンブリの力センサから導出された力信号、及び力信号から導出された呼吸信号を示すプロットである。 心臓音信号、ＥＣＧ、及び光電式容積脈波計（ＰＰＧ：ｐｈｏｔｏｐｈｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｍ）を伴う、図１ａのセンサ・アセンブリから導出された力及び加速度計信号を示すプロットである。 図１ａのセンサ・アセンブリから導出された呼吸と関連する生データを示すプロットである。 図１ａのセンサ・アセンブリから導出された音及びサイズモカルジオグラ ムに関するデータを示すプロットである。 センサ・アセンブリの実施例の断面図である。 図２６に示されるセンサ・アセンブリの実施例の平面図である。 対象体の胸郭上に配設された図２６の一対のセンサ・アセンブリを示す図である。 図２６のセンサ・アセンブリから導出された呼気信号の図である。 センサ・アセンブリのさらなる実施例の断面図である。 センサ・アセンブリの別の実施例の断面図である。 安静時の対象体での、図１ａのセンサ・アセンブリから導出された脈波伝播時間（ＰＴＴ：ｐｕｌｓｅ ｔｒａｎｓｉｔ ｔｉｍｅ）のプロットである。 対象体による身体運動後の、図１ａのセンサ・アセンブリから導出されたＰＴＴのプロットである。 安静時の対象体での、図１ａのセンサ・アセンブリから導出された心臓活動のプロットである。 対象体による低強度の身体運動後の、図１ａのセンサ・アセンブリから導出された心臓活動のプロットである。 対象体によるより高強度の身体運動後の、図１ａのセンサ・アセンブリから導出された心臓活動のプロットである。

本開示の実施例は、器官、筋肉、血流、及び流体の移動、すなわち消化、嚥下、呼吸などによる皮膚表面の変位によって及ぼされる、力及びそれらが伝播する速さの局所的測定値から生理機構を監視するための、検出システム及び方法に関する。

一部の実施例は、心収縮及び血液のポンプ作用によって生成される反動力を測定する、いわゆる「フォースカルジオグラフィ（ＦＣＧ：Ｆｏｒｃｅｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ）」のために、胸郭上又は上腹部の対象体の皮膚と機械的に連結される、力検出抵抗器（ＦＳＲ）などの力センサを使用する。実施例は、したがって、対象体の各心周期の機械的事象の連続的及び非侵襲的監視を可能にし得る。特に対象体の皮膚と機械的に連結された複数の力センサを使用することによって、心周期の各段階の識別及び持続期間、心臓弁の開放及び閉鎖時間、心臓収縮レベル、一回拍出量、心拍出量、脈波伝播時間、並びに中心動脈圧などの、生理的パラメータについての情報を得ることができる。次に、心不全、機械的同期不全（例えば、脚ブロックの結果として）、心臓弁の病状（例えば、大動脈弁及び僧帽弁逆流、狭窄）などであるがこれらに限定されない、心疾患及び／又は機能不全に関する情報を得ることができる。

末梢血管脈拍点又は主な脈管（すなわち、頸脈、橈骨動脈脈拍など）の近傍に設けられる場合に、力センサは、血液の運動及び流れの力及びそれらが伝播する速さを測定するために使用され得る。そのような流れは、静脈還流、並びに呼吸による静圧の変化を含み得る。そのようにして、実施例は、末梢の四肢の力測定値から呼吸数を推測することを可能にする。

一部の実施例は、対象体の皮膚の力変位及びそのような変位の速さ又は速度を同時に測定するために、変位センサ（圧電センサなど）との組合せで、１つ又は複数の力センサ（例えば、ＦＳＲ）を使用し、その両方が対象体の皮膚と機械的に連結される。力センサに加えられる圧縮力（力センサの信号のＤＣベースライン）及び動的力（力センサの信号のＡＣ成分）は、変位センサによって生成される変位速度信号を較正するために使用され、皮膚の変位の速さ又は速度並びに力変位それ自体の、正確で連続的な直接測定を可能にし得る。そのようにして、皮膚のみの運動から、脈拍及び、したがって、心拍の正確で連続的な測定値を得ることができる。

本明細書に記載されるセンサ・アセンブリは、生体の、例えば、心臓活動及び呼吸活動などの生理的パラメータを測定するために特別に開発されたが、当業者であれば、本開示の主題であるセンサ・アセンブリが、力がセンサ・アセンブリの基礎となる部分によって加えられる、他の目的で使用され得ることを理解するであろう。したがって、本明細書に記載されるセンサ・アセンブリは、ソフト・ロボティクス又はそのような力が加えられる他の無生物を対象体とする目的などの、工業的用途において使用され得る。

図１ａは、対象体の少なくとも１つの生理的パラメータを検出するためのセンサ・アセンブリ１００の第１の実施例の断面図である。センサ・アセンブリ１００は、力センサ１０２、変位センサ１０４、及び機械的カプラ１０６を有する。力センサ１０２及び変位センサ１０４は、カプラの前面１０８へ加えられる任意の力が力センサ１０２及び変位センサ１０４の両方に伝達されるように、カプラ１０６に配設される。

カプラ１０６は、硬質プラスチック又はゴムなどの硬質材料を含む。一部の実施例では、カプラ１０６は、アクリル樹脂を含み得る。他の実施例では、カプラ１０６は、部分的に又は全体的に導電性であり得る。例えば、カプラ１０６は、部分的に又は全体的に、銀又は塩化銀などの導電性材料を含み得る。対象体の表面に面し、好ましくはそれと接触して設置されるように構成される、カプラ１０６の前面１０８は、皮膚などの対象体の順応性のある表面に沈み込むように、ドーム型であり得る。ドーム型の前面１０８を設けることは、対象体から力センサ１０２及び変位センサ１０４への機械的変位のカップリングを改善するのに役立つ。同様の効果をもたらす前面１０８のための他の形状には、コーン型、マッシュルーム型などが含まれる。

カプラ１０６は、一般に、センサ・アセンブリ１００の対象体に面する平面に平行な平面で見た場合に、円形断面を有する。カップリング運動（力及び変位）に加えて、カプラ１０６は、生体電位電極として構成される場合があり、並びに生体電位を測定する（例えば、心電図（ＥＣＧ）、筋電図（ＥＭＧ：ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ）、脳波記録（ＥＥＧ：ｅｌｅｃｔｒｏｅｎｃｅｐｈａｌｏｇｒａｐｈｙ）など）ために処理回路（図示せず）へ電気的に連結され得る。

力センサ１０２は、可撓性媒体を含む力センサ支持体１１０を介して、カプラ１０６の後面へ取り付けられる。力センサ１０２は、接着、貼合せ、又は別様によって、支持体１１０へ取り付けられる。力センサ１０２への電気的接続は、力センサ１０２をセンサ支持体１１０へ据え付けるための据付点としても働く、２つ以上の電極１１２を使用して行われる。力センサ１０２は、力検出抵抗器（ＦＳＲ）又はロード・セルである。以下により詳細に説明されるように、力センサ１０２の特性は、力センサへ加えられている力信号に応じて変化し、その変化は、カプラ１０６の前面１０８と接触する器官の力変位を表す。そのような特性は、例えば、力センサ１０２のインピーダンス、又は出力電流若しくは電圧である。力センサ１０２がＦＳＲである場合に、力センサ１０２の抵抗の変化は、より詳細に以下に説明されるように、それから出力電圧が発生され得る、力変位を表す。

実施例では、使用において対象体に対向する力センサ１０２の前面は、約５ｍｍ～１０ｍｍ、例えば、７ｍｍ、８ｍｍ、又は９ｍｍの表面積を有する。

力センサ１０２及び変位センサ１０４は、任意選択の硬質中間層１１４を介して共に取り付けられる。硬質中間層１１４は、力センサ１０２の後面に設けられる。硬質中間層１１４は、真鍮、硬質プラスチック、又は同様の硬質材料を含み得る。一部の実施例では、硬質中間層１１４は両面ＰＣＢであり、力センサ１０２がＰＣＢの第１の面（すなわち、使用において対象体に面する面）に取り付けられ、変位センサ１０４が反対側のＰＣＢの第２の面に取り付けられ得る。

いずれの場合においても、変位センサ１０４は、図１ａに示されるように力センサ１０２の後面へ機械的に連結される。したがって、カプラ１０６と接触する器官の運動によるカプラ１０６の変位は、変位センサ１０４を運動させる。変位センサ１０４は、センサ１０４の変位の速さ又は速度を表す速度信号を生成する。対象体の皮膚などの器官へ機械的に連結される場合に、この速度信号は、器官の変位速度と比例する。

実施例では、変位センサ１０４の対象体に面する前面は、約５ｍｍ～１０ｍｍ、例えば、７ｍｍ、８ｍｍ、又は９ｍｍの表面積を有する。

有利には、力及び変位センサ１０２、１０４の表面積は、力センサ１０２から変位センサ１０４への変位の均一な伝達を確実なものとするために、実質的に一致する。したがって、力及び変位センサ１０２、１０４はまた、好ましくは、同様の理由で、アセンブリ１００の中心の動作可能な垂直軸に沿って軸方向に整列する。

任意選択の保護カバー１１６が、変位センサ１０４の後面の周りに設けられ得る。保護カバー１１６は、空気若しくは他の気体で満たされる流体ギャップ、又は真空によって後面から分離され得る。そうすることで、保護カバー１１６は、アセンブリ１００の動作可能な、対象体に面していない後側への衝撃から変位センサ１０４を保護する。

力センサ１０２及び変位センサ１０４に加えて、センサ・アセンブリ１００は、任意選択で、加速度計１２０を有し得る。加速度計１２０は、１つ又は複数の軸における加速度を測定するように構成される。例えば、加速度計１２０は、少なくとも、センサ・アセンブリ１００が使用において定着させられる、対象体の表面に垂直な軸における加速度を測定するように構成され得る。好ましくは、加えて、加速度計１２０は、センサ・アセンブリ１００が使用において定着させられる、対象体の表面に平行な１つ又は複数の平面における加速度を測定して、そのような平面又は軸におけるセンサ・アセンブリの運動を測定する。機械的連結がカプラ１０６へ行われる（直接又は間接的に）場合に、加速度１２０は、センサ・アセンブリ１００の任意位置に位置づけられ得る。例えば、加速度計１２０は、保護カバー１１６の後部へ連結され得る。

ハウジング１１８は、粉塵、砂、水、及び／又はアセンブリ１００の動作に影響を及ぼし得るいずれかの他の物質などの砕屑物から、アセンブリ１００の要素を保護するために、並びにアセンブリ１００内への異物の侵入を防ぐために、センサ・アセンブリ１００を包み込む。カプラ１０６の動作可能な前面１０８は、ハウジング１１８の開口部を通って延びる。その代わりに、ハウジング１１８は、カプラ１０６の前面１０８を覆って延び、それと適合する可撓性部分（図示せず）を少なくとも含み、それによって、力センサ１０２、変位センサ１０４及びカプラ１０６を完全に包み込むことができる。

動作中に、センサ・アセンブリ１００のカプラ１０６の前面１０８は、対象体の皮膚などの対象体の表面と接触して設置され、センサ・アセンブリ１００は、ベルト、接着パッチ、接着テープなどの１つ又は複数の固定デバイス（図示せず）によって対象体に対して固定される。そのようなテープは、キネシオロジ・テープとしても公知のスポーツ用テープが製造される材料から製造され得る。力及び変位センサ１０２、１０４がカプラ１０６へ機械的に連結され、カプラ１０６が対象体の表面へ機械的に連結されて、センサ・アセンブリ１００は、同時に力変位及び変位速度信号を生成するように構成される。これらの信号は、次に、以下により詳細に説明されるように、機械的な生理的事象の連続的及び非侵襲的監視を可能にするために使用される。

図１ｂは、図１ａに示されるセンサ・アセンブリ１００の変形である、センサ・アセンブリ２００の別の実施例の断面図である。図１ａに関連して、図１ｂにおいて同様の符号は、そうではないことが明示されない限り、同様の部分を指す。

センサ・アセンブリ１００の要素に加えて、図１ｂのセンサ・アセンブリ２００は、力センサ１０２と同様で、同様の特徴を有する、第２の力センサ２０２をさらに有する。第２の力センサ２０２は、変位センサ１０４の後方に動作可能に、例えば保護カバー１１６の動作可能な外面へ取り付けられる。力センサ１０２と同様に、第２の力センサ２０２は、第２のセンサ２０２に加えられる力を表す信号を生成する（能動的又は受動的に）ように構成される。したがって、第２の力センサ２０２は、例えば、センサ・アセンブリ２００を対象体の表面へ適用するために使用される１つ又は複数の固定デバイスにより、アセンブリ２００の動作可能な後部へ加えられる力を測定するために使用される。

この測定される外力信号は、支持体の圧迫力（すなわち、センサ・アセンブリ２００の後部へ固定デバイスによって加えられる力）及び対象体の表面弾力（すなわち、検出されている対象体の表面がどれほど弾性であるか）を補正するために、使用されることが可能である。例えば、アセンブリ２００の外部支持体又は操作者から加えられる圧力を知ることにより、アーチファクトの除外が可能になる。例えば、センサの突発的なノッキング又はシアリング、すなわち、運動中に、力センサ１０２の圧力の加わり方が変わる場合があり、それは、次に、力センサ１０２からの信号におけるアーチファクトを作り出し得る。加えて、対象体の走行などの活動によって引き起こされる律動的な運動は、ベースラインの変動、及び力センサ１０２からの信号に対する関連するアーチファクトを印象づけ得る。そのようなアーチファクトは、以下により詳細に説明されるように、２つの力センサ１０２、２０２、及び変位センサ１０４の各々から導出される信号を使用して、消去され得る（リアルタイムに又は処理後に）。

ここで、図面の図１ｃ及び図１ｄを参照すると、センサ・アセンブリ１００及び２００のさらなる実施例が例示される。繰り返すが、これまでの図面に関連して、同様の符号は、そうではないことが明示されない限り、同様の部分を指す。

両方の実施例では、カプラ１０６は、ハウジング１１８内に受容されるカラー１０９を含み、カプラ１０６のドーム型面１０８は、ハウジング１１８における開口（図示せず）を通って突出する。開口は、カラー１０９のものより小さい直径を有し、その結果、カラー１０９は、ハウジング１１８に対して拘束されるカプラ１０６を保持するのに役立ち、ハウジング１１８からのカプラ１０６の分離を防ぐ。

さらに、両方の実施例では、その基部、すなわち、センサ支持体１１０と接触するカプラ１０６の部分でのカプラ１０６の直径（「基部直径」と呼ぶ）は、力センサ１０２のものより小さい。しかしながら、カプラ１０６が、変位センサ１０４の全表面積にわたって、その力を分散させることが望ましく好ましい。そのようにして、カプラ１０６の基部直径は、変位センサ１０４の直径に近似する。通常は、カプラ１０６の基部直径は、力センサ１０２の直径のおよそ７０％～９０％、例えば、約８０％である。

図面の図１ｄに示される実施例では、センサ・アセンブリ２００は、後部圧力アプリケータ又はカプラ１１１をさらに含む。通常は、このカプラ１１１には、使用において、それによってセンサ・アセンブリ２００が対象体の器官へ定着させられる構成要素、例えば、ストラップ、ベルト、テープなど（図示せず）が据えられる。この構成要素は、カプラ１１１を介して変位力を力センサ２０２へ加え、対象体の器官に関連するセンサ・アセンブリ２００の運動などの外部要因により、センサ・アセンブリ２００によって記録されるアーチファクトを取り除くのに役立つ。

カプラ１１１は、平面状の構造物として示されているが、カプラ１１１が、カプラ１０６のものと同様のドーム型を含む、任意の好適な形状を有し得ることが理解されよう。繰り返すが、カプラ１１１は、力センサ２０２のものより小さい、通常は、力センサ２０２の直径のおよそ７０％～９０％、例えば、約８０％の直径を有する。

上記で指示されるように、ドーム型のカプラ１０６は、皮膚などの対象体の順応性のある表面に沈み込むのを助ける。ドーム型の前面１０８を有するカプラ１０６を設けることにより、したがって、対象体から力センサ１０２及び変位センサ１０４への機械的変位のカップリングが改善される。

上記のセンサ・アセンブリ１００、２００は、力及び変位センサを、互いに対して重ねられた「サンドイッチ」配置で有する。しかしながら、本開示の実施例は、そのような配置に限定されない。例えば、他の実施例では、力及び変位センサは、平面構成で配設される、例えば、互いの隣に配設される、又は同心円状に配設される（一方が他方の中に）場合があり、共通の基板に又は異なる別個の基板に配設され得る。各実施例では、各力センサ及び変位センサは、好ましくは、対象体から各センサへの力の機械的伝達を確実なものとするように、図１ａから図１ｄのカプラ１０６、１１１などのカプラへ機械的に連結される（直接的に又は間接的に）。

図２ａから図２ｇは、図１ａ及び図１ｂに示されたカプラ１０６の代わりに設けられ得る、図１ａから図１ｄのカプラ１０６のいくつか変形を示す。前述のように、同様の符号は、そうではないことが明示されない限り、同様の部分を指す。

図２ａは、ドーム型の前面２０３、並びに力センサ１０２と接触するように構成されるドーム型の後面２０５を有する、マッシュルーム型のカプラ２０１を有するセンサ・アセンブリ１００の断面図である。ドーム型の後面２０５を設けることにより、カプラ２０１と力センサ１０２との間に、より小さい接触表面積ができ、それによって、単位面積当たりのセンサへ加えられる力を増大させ、それは、次に、カプラ２０１の前面へ加えられる力に対するセンサ１０２の感度を高める。

図２ｂは、図１ｄのセンサ・アセンブリ２０２に関連する上記の力センサ２０２に対して作用するカプラ１１１を含むこと以外は図２ａのものと同様である、センサ・アセンブリ１００の実施例を示す。

図２ｃ及び図２ｄは、それぞれ、図２ａ及び図２ｂのカプラ２０１と同様に、ドーム状の前面２０６、並びに力センサ２０８との接触のために構成されるドーム状の後面２０８を有する、カプラ２０４の斜視図（拡大）及び側面図を提供する。任意選択で、カプラ２０４は、弾性又はエラストマ連結具などの１つ又は複数の固定具２１０で、ハウジング１１８及び力センサ１０２に対して定位置に保持される。他の実施例では、カプラ２０４は、ハウジング１１８の後部の圧力によって定位置に保持され、対象体の表面及び支持体（図示せず）と接触し得る。図２ｄに示されるように、ドーム型の後面２０８を設けることにより、カプラ２０４と力センサ１０２との間に、小さい接触表面積ができ、それによって、単位面積当たりのセンサへ加えられる力を増大させ、それは、次に、カプラ２０４の前面へ加えられる力に対するセンサ１０２の感度を高める。カプラ１０６に関連して上記のように、ドーム型の前面２０６を設けることにより、対象体から力センサ１０２及び変位センサ１０４への機械的変位のカップリングが改善されることが見出された。同様の効果をもたらす前面２０６及び後面２０８のための他の形状には、コーン型、マッシュルーム型などが含まれる。

図２ｅ及び図２ｆは、カプラ２０４の変形である、さらなるカプラ１１２を示す。カプラ２１２は、ボール又は球体２１４を有し、ボール又は球体２１４は、ボール２１４の周辺部の周りに延びるリップ２１６によってハウジング１１８内に支持される。リップ２１６は、ハウジング１１８の一部を形成し得る。任意選択で、ガスケット又はＯリングなどの封止部２１８が、塵埃及び他の有害物の侵入を防ぐために、ボール２１４とリップ２１６との間に設けられる。

図２ｇは、ボール２１４が両側マッシュルーム状の又は中間がくびれた連結部材２２２と取り替えられた、カプラ２１２の変形であるカプラ２２０を示す。連結部材２２２の中間がくびれた部分は、リップ２１６によってカプラ２２０における定位置に係合及び保持され、リップ２１６はまた、ハウジング１１８からの連結部材２２２の分離も防ぐ。

上記のセンサ・アセンブリ１００、２００はそれぞれ、変位センサ１０４を有する。しかしながら、本開示の実施例が、力及び変位センサの組合せを使用することに限定されないことが留意される。例えば、様々な生理的パラメータを検出するために対象体の異なる位置に位置づけられる複数の力センサを使用するための、様々な新規の技術が以下に説明される。そのような技術は、同時の変位検出を必要としない。そのような技術は、上記のセンサ・アセンブリ１００、２００を使用することができる、又は代わりに、力センサ及びカプラのみを有するセンサ・アセンブリを使用することができる。そのようなセンサ・アセンブリは、任意の想定可能な連結配置、例えば、図１ａから図２ｇのうちのいずれか１つに示される配置のうちの１つを有し得る。例えば、実施例は、変位センサ１０４を省くこと以外は上記で示された、センサ・アセンブリ１００の変形を使用し得る。

図３から図６は、生きたヒト対象体３００へ固定される、図１ａのセンサ・アセンブリ１００、図１ｂのセンサ・アセンブリ２００、又はその変形などの、センサ・アセンブリの様々な配置を示す。

図３では、単一のセンサ・アセンブリ３０２が、チェスト・ベルト３０４を使用して、剣状突起に対して固定される。チェスト・ベルト３０４は、センサ・アセンブリ３０２の後部から外部圧力を加え、剣状突起又はその付近でセンサ・アセンブリ３０２を維持するように構成される。

図４では、複数のセンサ・アセンブリ４０２は、接着パッチ４０４を使用して、対象体３００の皮膚へ固定される。チェスト・ベルト３０４と同様に、各接着パッチ４０４は、センサ・アセンブリ４０２の後部から外部圧力を加えて、対象体３００の所定位置、通常は対象体の胸郭でそれを維持するように構成される。

図５は、複数のセンサ・アセンブリ５０２が、センサ・アセンブリ５０２の後部から外部圧力を加えて、対象体３００に対する所定位置にそれらを維持するように構成される、共通の接着パッチ５０４で対象体３００の胸部へ固定される、さらなる配置を示す。加えて又は代わりに、複数のセンサ・アセンブリ５０２は、任意の好適な方式で対象体３００の背部へ固定され得る。対象体の胴周りに複数のセンサ・アセンブリ５０２を設けることによって、胸部の領域の力の断層撮影が、センサ・アセンブリ５０２のセンサから導出されるデータから生成され得る。

図６は、単一のセンサ・アセンブリ６０２が、対象体３００の手首６０４にある橈骨静脈又は動脈に対して固定される、さらなる配置を示す。センサ・アセンブリ６０２は、リスト・ストラップ６０６（又は接着剤若しくは他の手段）によって手首６０４の定位置に保持される場合があり、リスト・ストラップ６０６はまた、センサ・アセンブリ６０２の後部へ外力を加えて、アセンブリ６０２と手首６０６との間の接触を維持する。

図７は、生体から生成される、力センサ１０２、変位センサ１０４、第２の力センサ２０２、及び任意選択の加速度計１２０のパラメータにおける信号及び／又は偏差を処理するための、実例の信号処理連鎖７００を例示するブロック線図である。下記の実例では、力センサ１０２及び第２の力センサ２０２は、力検出抵抗器（ＦＳＲ）ＦＳＲ１及びＦＳＲ２として以下に記載され、その抵抗は、それへ加えられる力に比例する。しかしながら、実施例が、力センサとしてのＦＳＲの使用に限定されず、他のロード・セル又は力センサが、本開示の範囲から逸脱することなく、ＦＳＲの代わりに使用され得ることが理解されよう。同様に、下記の実例では、変位センサ１０４は、一部の実例において、変位における変化に応じて電圧を発生させる圧電センサＰＺＴとして記載される。しかしながら、ここでも実施例は、変位センサ１０４としての圧電センサの使用に限定されない。他の実例の変位センサには、抵抗性、誘導性、容量、渦電流、超音波、磁気抵抗、及び光学エンコーダ変位センサが含まれるが、これらに限定されない。

本開示の一部の実施例が、動作のために力センサ１０２のみ、又は力センサ１０２、並びに変位センサ１０４、第２の力センサ２０２、及び加速度１２０のうちの１つ若しくは複数を必要とするので、変位センサ１０４、第２の力センサ２０２、及び加速度計１２０は、破線で図７に示される。

信号処理連鎖７００は、呼吸、血液の駆出における脈波、力パラメータ、速度パラメータ、心音、及び血圧を含むが、これらに限定されない、１つ又は複数の生理的パラメータの表示を作成するための、信号調整ステージ７０２、アナログ－デジタル変換ステージ７０４、及びフィルタリング・ステージ７０６を有する。

信号調整ステージ７０２中に、力センサ１０２の抵抗ＦＳＲ１は、ハードウエア（処理回路）によって又は処理後にソフトウエアによって、出力電圧Ｖｎに変換される。

そのような変換を実行するための実例のハードウエアは、図８から図１０に示される。図８を参照すると、力センサ１０２の抵抗ＦＳＲ１は、分圧器８０２の１つの末端を形成し、その出力は、力センサ１０２の抵抗ＦＳＲ１に比例する出力電圧Ｖｎを発生させるために、非反転増幅器８０４の入力へ供給される。別の実例では、図９を参照すると、力センサ１０２の抵抗ＦＳＲ１における変化は、トランス・インピーダンス増幅器９０２を使用して変換され、抵抗ＦＳＲ１は、増幅器９０２の可変入力インピーダンスとして構成される。さらなる実施例では、図１０に示されるように、力センサ１０２は、電流ミラー１００２内に統合され、力センサ１０２の抵抗ＦＳＲ１は、電流ミラー１００２のバイアス抵抗器として構成される。

上記のように、第２の力センサ２０２は、任意の固定デバイス又は対象体自身によってセンサ・アセンブリ２００の後（対象体に面していない）側へ加えられる、変化する力を較正するために使用され得る。図７を再び参照すると、信号調整回路は、第２の力センサ２０２の抵抗ＦＳＲ２に基づいて力センサ１０２の抵抗にさらにバイアスを掛けるために、信号調整７０２中に実施される。図１１から図１３はそれぞれ、そのような機能のために好適なハードウエア・レイアウトの実例を例示する。

図１１は、増幅器１１０２の非反転入力へカップリングされるバイアス電圧Ｖ２を有する、図９のトランス・インピーダンス増幅器の配置の変形であり、バイアス電圧Ｖ２は、第２の力センサ２０２の抵抗ＦＳＲ２を通した電流シンクによって変更されている。

図１２は、さらなるステージ１２０４を有する、トランス・インピーダンス・ステージ１２０２を有する図９の配置のさらなる変形を示し、ステージ１２０４は、第２の力センサ２０２の抵抗ＦＳＲ２に比例する電流をステージ１２０２の反転入力に送り込むように構成され、したがって、抵抗ＦＳＲ２が増加するにつれて出力電圧Ｖｎを低下させる。図１１及び図１２の両方におけるＤＣ電圧Ｖ１並びに受動的抵抗器Ｒ１及びＲ２の値は、使用される電源及び出力電圧Ｖｎの所望の動作範囲により設定される。

図１３は、第２の力センサ２０２の抵抗ＦＳＲ２がトランス・インピーダンス・ステージ１３０２の帰還ループに設けられる、さらなる変形を示す。ステージ１３０２の利得は、抵抗ＦＳＲ２及びしたがって、センサ・アセンブリ２００の後面へ加えられる圧力に比例する。ここでも、抵抗Ｒ１は、使用される電源及び出力電圧Ｖｎの所望の動作範囲により設定される。

上記のハードウエアによる解決手段のいずれもが、代わりに、リアルタイムで、又はセンサ１０２、１０４、２０２のうちの２つ以上からの信号の記録後に、ソフトウエアにおいて実施され得ることが理解されよう。

第１のセンサ１０２を較正することに加えて、第１のセンサ１０２から導出される信号が、肉の伸展性を決定して、例えば、組織を区別（脂肪／筋肉割合など）するために、使用され得ることもまた理解されよう。そのような測定値は、対象体の皮下脂肪の量を決定するために使用され得る。

上記のように、一部の実施例では、変位センサ１０４は、変位における変化に応じて電流を発生させるように構成される圧電センサを含む。そのような場合に、変位センサ１０４から出力される信号のＤＣオフセット及びＡＣ電圧振幅は、調節又は較正される必要があり得る。そうするために、信号調整ステージ７０２は、図１４、図１５ａ、及び図１５ｂに示されるものなどの処理回路を実施することによって、変位センサ１０４から出力される信号を調整する。

図１４を参照すると、変位センサ１０４（ＰＺＴ）は、変位における変化によるＡＣ電圧振幅を調節するために、電流源１４０２（デジタルに制御される）を使用して分極される。その後に続く電圧増幅器１４０４は、ＤＣオフセットの調節のために設けられる。

図１５ａは、変位センサ１０４のための信号調整７０２の実例の実施を示す。図１４のように、電流が変位センサ１０４に送り込まれ、得られた高域通過フィルタリング信号Ｖ１がＤＣオフセットを調節するために電圧増幅器ステージ１５０２へ与えられる。帰還抵抗Ｒ７及び増幅器ステージ１５０２の非反転入力の入力インピーダンスＲ３は、変位センサ１０４（ＰＺＴ）のインピーダンスと一致するように選ばれることが留意される。

図１５ｂは、変位センサ１０４のための信号調整回路１５０２の別の実例の実施を示す。図面の図１５ａに関連して、同様の符号は、そうではないことが明示されない限り、同様の部分を指す。この信号調整回路１５０２は、ミラーの定理を利用して、下記の等式に基づいて変位センサ１０４によって検出される入力インピーダンス（Ｒ_ＩＮ）を増加させる。

これにより、力センサ１０２からの信号との比較に役立つための呼吸信号の帯域の下限である、目的の最も低周波でさえも、高域通過応答によって誘導される起こり得る位相変位を低減するように選択される、高域通過カットオフ周波数を低減することによって、信号調整回路１５０２の全体的な低周波応答が改善される。一部の適用では、カットオフ周波数は、約０．０１～０．０５Ｈｚの範囲に設定されることになる。

特別に製作した回路を必要とせずに、異なる変位センサ１０４を使用することが可能であるために、信号調整回路１５０２は、選択される変位センサ１０４の特定の静電容量に基づいて同調可能であり得る。ブートストラップ構成において表面実装デバイス（ＳＭＤ：ｓｕｒｆａｃｅ ｍｏｕｎｔｅｄ ｄｅｖｉｃｅ）の抵抗器を使用して、より小さい抵抗値が用いられ、回路１５０２の費用を減らすことができる。実例として、１００ＭΩの抵抗器Ｒ１、１００Ωの抵抗器Ｒ３、及び１００ｋΩのトリマが、回路１５０２において使用される場合があり、その結果、１００ＭΩのインピーダンスＲ_ＩＮが、Ｒ２が０に設定される（３０ｎＦの変位センサ１０４の静電容量に対して０．０５Ｈｚのカットオフ周波数をもたらすために）場合に、変位センサ１０４によって「確認」される。Ｒ_ＩＮは、Ｒ２を調節することにより、トリマ抵抗を増大させることによって１０^１１Ωまで増加され得る。

図７を再び参照すると、信号調整ステージ７０２中に、カプラ１０６へ加えられる力を表す調整された力信号Ｖｎ、及びカプラ１０６での変位速度を表す調整された変位信号Ｖｄが生成される。任意選択で、カプラ１０６での加速度を表す加速度信号Ｖａもまた、生成され得る。これらのアナログ信号は、その後、アナログ－デジタル変換（ＡＤＣ：ａｎａｌｏｇｕｅ－ｔｏ－ｄｉｇｉｔａｌ ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）ステージ７０４によって１つ又は複数のＡＤＣ７０８を使用して、それぞれ、力Ｆ、変位速度Ｖ、及び加速度Ａのデジタル表示へ変換され得る。一部の実施例では、単一のＡＤＣ７０８が行われ、調整された信号Ｖｎ、Ｖｄ、Ｖａは、多重化器（図示せず）を介してＡＤＣへ与えられ得る。他の実施例では、調整された信号Ｖｎ、Ｖｄ、Ｖａは、図７に示されるように、別個のＡＤＣ７０８へ与えられ得る。

デジタル信号Ｆ、Ｖ、Ａは、その後、対象体の生理的パラメータを表す１つ又は複数の出力を発生させるために、力、速度及び（任意選択の）加速度計信号Ｆ、Ｖ、Ａをフィルタリングするための１つ又は複数のフィルタ７１０、７１２、７１４、７１６を実施するように構成される、デジタル・フィルタ・ステージ７０６へ与えられる。そのようなパラメータは、アセンブリ１００、２００が測定中に配置される生体の位置に特有である。例えば、図３から図５に示されるように対象体の胸郭上の位置に位置づけられる場合に、デジタル・フィルタ・ステージ７０６は、呼吸及びパルス・カルジオグラフィ（ｐｕｌｓｅ ｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ）に加えて、心臓活動に係わるデータ（例えば、サイズモカルジオグラフィ（ｓｅｉｚｍｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ）、心音など）を抽出するように動作可能である。アセンブリ１００、２００が手首に位置づけられた状態では、デジタル・フィルタ・ステージ７０６は、呼吸及び脈拍に係わるデータを抽出することのみ可能であり得る。

対象体からの呼吸信号７０２は、低域通過フィルタ７１０を使用して力信号Ｆを低域通過フィルタリングすることによって、抽出される。低域通過フィルタ７１０は、例えば、約０．５Ｈｚの低域通過閾値を有し得る。

脈波信号は、帯域通過フィルタ７１２で力信号Ｆを帯域通過フィルタリングすることによって、力信号から生成される。帯域通過フィルタは、例えば、約０．５Ｈｚ～約８Ｈｚの通過帯域を有し得る。

監視されている生体の器官に特有の力及び速度パラメータは、それぞれ、さらなる帯域通過フィルタ７１４で信号Ｆ、Ｖを帯域通過フィルタリングすることによって、力及び速度信号Ｆ、Ｖの各々から抽出される。心臓の力及び速度パラメータに関して、例えば、帯域通過フィルタ７１４は、約８Ｈｚ～約４０Ｈｚの通過帯域を有し得る。

体内音もまた、約１５０Ｈｚ、約２００Ｈｚ、約Ｈｚ、約２５０Ｈｚ、又は約３００Ｈｚの上側閾値との組合せで、約２０Ｈｚ、約３０Ｈｚ、約４０Ｈｚ、又は約５０Ｈｚの下側閾値を有する帯域通過フィルタ７１６を使用して、力及び速度信号Ｆ、Ｖから抽出されることが可能である。一部の実施例では、帯域通過フィルタ７１６は、約４０Ｈｚ～約３００Ｈｚの通過帯域を有し得る。センサ・アセンブリ１００、２００の位置に応じて、体内音は、心音（例えば、血液の奔流、弁の運動）、腸音（例えば、ガスの変位）、呼吸、いびき、嚥下、及び胎児の音（胎動、胎児心音、胎児呼吸、胎児のガスの変位などを含む）、気管などの気道周りの筋肉収縮のうちの１つ又は複数を含み得る。

気道の大きさの減少もまた、頸部領域から発する音における変化を監視することによって、監視され得る。例えば、頸部での喘鳴又はより高い音若しくは振動は、低呼吸（息づかいにおける部分的低下）、無呼吸、又は喘息並びに他の肺及び呼吸状態を指示し得る。図２３に関連して以下に論じられるように、体内音はまた、加速度計１２０から受信される信号から抽出され得る。体内音は、力、速度及び加速度信号Ｆ、Ｖ、Ａのうちの２つ以上の組合せを基に生成され得る。

抽出された体内音は、臨床医がその音を聞くための１つ又は複数のスピーカ又はヘッドセットへ出力され得る。そのようにして、センサ・アセンブリ１００、２００は、体内音の高分解デジタル表示を提供するデジタル聴診器として働くことができる。そのような抽出された体内音は、人間の耳でより聞き易いように、周波数を変調及び／又は転換され得る。例えば、抽出された体内音は、人間の可聴範囲の中央に周波数を転換され得る。

デジタル・フィルタ・ステージ７０６の様々なフィルタ７１０、７１２、７１４、７１６が、力及び速度信号Ｆ、Ｖから情報を抽出するために実施され得るフィルタの実例としてのみ、提供されることが留意される。フィルタ７１０、７１２、７１４、７１６、７１８のうちの１つ又は複数が省かれ、又は他のフィルタが、抽出されることになる生理的パラメータ及び対象体のアセンブリ１００、２００の位置に応じて、追加され得る。

複数のセンサ・アセンブリが対象体の異なる位置に設けられる場合に、そのようなアセンブリから生成される力、速度及び加速度計信号の各々は、図７に関連する上記のものと同様の方式でフィルタリングされ得る。例えば、同様の符号が同様の部分を指す、図１６に示されるように、デジタルの力、速度及び加速度信号Ｆ１－ＦＮ、Ｖ１－ＶＮ、Ａ１－ＡＮは、それぞれ、Ｎ個のセンサ・アセンブリ１６０２、１６０４からデジタル・フィルタ・ステージ１６０６へ与えられ得る。簡略化のために、センサ・アセンブリ１６０２、１６０４は、力、速度及び加速度信号を生成するための信号調整及びＡ／Ｄ変換回路を含む。

センサ・アセンブリ１６０２、１６０４のうちの１つ又は複数から個々の力及び速度信号をフィルタリングすることに加えて、デジタル・フィルタ・バンク１６０６はまた、フィルタリングの前又は後に、センサ・アセンブリ１６０２、１６０４のうちの２つ以上からの力及び／又は速度信号を合成するように構成される。例えば、フィルタ・バンク１６０６は、対象体の異なる位置に位置づけられるセンサ・アセンブリ１６０２、１６０４のうちの２つからの力信号Ｆ１、ＦＮを合成して、血圧信号１６１０を生成するように構成される、帯域通過フィルタ及び合成モジュール１６０８を有し得る。信号Ｆ１、ＦＮは、合成される前に帯域通過フィルタリングされ得る、又は信号が合成され、帯域通過フィルタが合成された信号へ適用されて、血圧信号１６１０を生成し得る。

フィルタ・バンク１６０６は、本開示の範囲から逸脱することなく任意の方式で、フィルタリングの前又は後に、受信される信号の任意の組合せを合成するように構成される。

上記を考慮して、図１７から図２５は、ヒト対象体の様々な位置に固定される実例のセンサ・アセンブリ１００、２００によって抽出される様々な信号を、グラフで例示する。

図１７は、対象体３００の胸骨に位置づけられ、剣状突起でベルト３０４によって留められた図３のセンサ・アセンブリ３００から取得された、抽出された力信号１７０２をグラフで例示する。同時に測定された対応するＥＣＧ信号１７０４もまた、比較のために示される。Ｐ波成分１７０６、ＱＲＳ複合波１７０８、及びＴ波成分１７１０を含むが、これらに限定されない、様々な心臓パラメータが、力信号１７０２において識別され得ることが確認され得る。そのようにして、センサ・アセンブリ３００は、不整脈（例えば、心房細動）などの疾患の診断において使用され得る。心臓周期の各段階の持続期間、心臓弁の開放及び閉鎖時間１７１２、１７１４、心臓収縮レベル、一回拍出量、心拍出量、及び脈波伝播時間を含む、さらなるパラメータもまた、この力信号１７０２から抽出され得る。

図１８は、剣状突起又はその付近で、ベルト３０４の代わりに接着パッチで同様の位置に位置づけられた、図３に示されるものと同様のセンサ・アセンブリから取得された、抽出された力信号１８０２をグラフで例示する。同時に測定された対応するＥＣＧ信号１８０４もまた、比較のために示される。図１７と同様に、力信号１８０２が、ＥＣＧ信号１８０４のものと対応する、様々な心臓に関する指標をもたらすことが確認され得る。

図１９は、図４に示されるセンサ・アセンブリ４０２の力センサによって生成された力信号の和である、合成信号１９０２をグラフで例示し、センサ・アセンブリ４０４のうちの１つは、胸骨上窩又はその付近で上部胸郭上に設置され、その他のセンサ・アセンブリ４０２は、心尖又はその付近で下部胸郭上に設置される。対応するＥＣＧ信号１９０４もまた、参照のために示される。得られた合成信号１９０２が、心臓を通る中心動脈圧の推定値を表し、それから、ピーク反射及び駆出波Ｐ１、Ｐ２を含む様々なパラメータが、推定され得ることが確認され得る。したがって、本明細書に記載のセンサ・アセンブリを使用した力及び／又は速度の示差的測定値が、中心動脈圧だけでなく、対象体の様々な部位間の血圧勾配の決定を可能にすることが理解されよう。例えば、胸骨上窩及び大腿動脈（又は鎖骨下動脈若しくは他の末梢動脈）で２つ以上のセンサ・アセンブリを使用した力及び／又は速度の測定値は、末梢血圧を決定するために比較され得る。

図２０は、図３に示されるように剣状突起又はその付近に位置づけられた、センサ・アセンブリ１００の力センサ１０２（ＦＳＲ）から生成された力信号２００２、及びセンサ・アセンブリ１００の変位センサ１０４（ＰＺＴ）から生成された変位速度信号の積分信号２００４をグラフで例示する。この図は、速度信号の積分２００４と力信号２００２との実質的な類似を例示し、速度は、力変位の一階微分である。したがって、力信号２００２が、特に圧電センサを使用する場合に、センサ・ドリフトを判別するために、センサの動作前に又は監視中にリアルタイムで、速度信号２００４を較正するために使用され得ることが確認され得る。Ｐ波が、プロットにおいてそれぞれの円２００６、２００８によって強調されて、力信号２００２及び積分信号２００４の両方において見ることができることもまた、図２０から確認され得る。さらに、重複切痕もまた、図２０の各プロットにおいて大矢印２０１０、２０１２によって強調されて、信号２００２、２００４の両方において確認され得る。

図２１は、図６に示されるように橈骨動脈又はその付近で対象体３００の手首６０４に位置づけられた、センサ・アセンブリ６０２の力センサ（ＦＳＲ）から生成された力信号２１０２、及び変位センサ（ＰＺＴ）から生成された変位速度信号２１０４をグラフで例示する。対応するＥＣＧ信号２１０６もまた、比較のために示される。プロットの各々における円は、各信号２１０２、２１０４、２１０６において見ることができる、測定されたＰ波を強調する。大矢印は、力及び速度信号２１０２、２１０４の各々における重複切痕を特定する。Ｐ波が、手首６０４で測定された力及び速度信号２１０２、２１０４から受信された信号から見ることができることが、図２０から確認され得る。

図２２は、例えば、図７に関連する上記の低域通過フィルタ７１０を使用した、低域通過フィルタリングによって、それぞれの力及びＥＣＧ信号２１０６、２１０８から抽出した呼吸信号２１０２、２１０４をグラフで例示する。

上述のように、センサ・アセンブリ１００、２００は、センサ・アセンブリ１００、２００の加速度を測定するように構成される、１つ又は複数の加速度計を設けられ得る。図２３は、図３に示されるように剣状突起又はその付近に位置づけられた、センサ・アセンブリ１００の加速度計１２０から導出された加速度計信号２３０２、及び力センサ１０２から導出された力信号２３０４をグラフで例示する。比較のために、記録された心臓音２３０６、光電式容積脈波計（ＰＰＧ：ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｍ）２３０８及びＥＣＧ２３１０の信号もまた示される。加速度計１２０で受信された信号２３０２が、同様の特徴を有する記録された心臓音信号２３０６と同様の特性を有することが、この図から確認され得る。そのようにして、加速度計２３０２が、図７に関連して上記のように、体内音を表す音信号を生成するために使用されることが可能であることが確認され得る。

図２４は、図１ａのセンサ・アセンブリ１００から抽出された生データをグラフで例示する。図２４では、ＥＣＧ信号２４０２が参照のために与えられ、トレース２４０４は、変位センサ１０４によって記録された呼吸の５つの周期を示し、トレース２４０６は、力センサ１０２によって記録された呼吸の５つの周期を示す。

図２３と同様に、図２５は、図１ａのセンサ・アセンブリ１００から抽出された、音のデータ及びサイズモカルジオグラム（ｓｅｉｓｍｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ；振動性心臓図）をグラフで例示する。図２５では、トレース２５０２は、呼吸のアーチファクトが信号からフィルタリングされた後の、力センサ１０２からの生データを表し、トレース２５０４は、呼吸のアーチファクトの除去後の、変位センサ１０４からの生データを表す。トレース２５０６は、図７の信号調整回路を使用して変位センサ１０４から抽出された、サイズモカルジオグラムである。トレース２５０８は、変位センサ１０４から抽出された音のプロットである。トレース２５１０は、比較の目的で与えられたＥＣＧ信号である。したがって、好適な信号調整によって、信号が体内音を表す変位センサ１０４から抽出され、ＥＣＧ装置を必要とすることなくサイズモカルジオグラムを提供することができることが確認され得る。したがって、センサ・アセンブリ１００、２００を着用する対象体は、活動を行いながら監視されることが可能であり、対象体の身体へＥＣＧ装置を装着させるために活動の完了を待つ必要がない。

図２６及び図２７は、可撓性支持体層２３０４に少なくとも部分的に包み込まれた可撓性センサ２３０２を有する、センサ・アセンブリ２３００のそれぞれ断面及び平面図である。図１ａのアセンブリ１００の力センサ１０２と同様に、力センサ２３０２はＦＳＲである場合があり、そのインピーダンスが可撓性センサ２３０２の撓み又は曲がりで変化する。可撓性支持体層２３０４は撓むことができ、したがって、センサ２３０２が、センサ２３０２が適用される対象体の表面の湾曲に適合することを可能にする。

可撓性支持体層２３０４は、好ましくは、可撓性でありながら、層２３０４が適合し得る対象体の表面に垂直な方向に、実質的に延びることができない材料から製作される。そのようにして、支持体層２３０４及び、したがって、可撓性センサ２３０２の撓みは、可撓性センサ２３０２（ＦＳＲの場合）の抵抗における変化を導き、又は、そうではない場合に、可撓性センサ２３０２の特性における変化を導く。センサ・アセンブリ２３００は、対象体に対する位置にセンサ・アセンブリ２３００を維持するための、固定化デバイス２３０６をさらに有する。例えば、固定化デバイス２３０６は、対象体によって着用される衣類などの、センサ・アセンブリ２３００を支持体へ装着するための据付点である。衣類は、シャツ、ストラップ、ベルト、ベストなどであり得る。同様に、センサ・アセンブリ２３００は、固定化デバイス２３０６がない状態で衣類のポケットに着用されることが可能である。センサ・アセンブリ１００、２００に関連して上記の調整若しくは信号処理モジュール又は回路のいずれもが、同様に、可撓性センサ２３０２からの信号を調整又は生成するために、使用されることが可能である。

使用において、センサ・アセンブリ２３００は、経時的に変化する曲率半径を有する対象体２５００の表面で固定された位置に位置づけられる。例えば、図２８に示されるように、センサ・アセンブリ２３００は、対象体２５００の胸郭へ固定される。息づかい中の胸郭の膨張は、可撓性センサ２３０２を撓ませ、したがって、可撓性センサ２３０２の特性（抵抗又はその他）を変化させる。

図２９は、図２８に示されるように、対象体２５００によって着用されるシャツの縫い目に一体化されたセンサ・アセンブリ２３００の可撓性センサ２３０２から生成された、明確に周期的な息づかいの信号をグラフで例示する。

図３０は、センサ・アセンブリ２３００の変形であるセンサ・アセンブリ２７００の概略断面図を示し、図２６及び図２７に関連して、同様の符号は、そうではないことが明示されない限り、同様の部分を指す。センサ・アセンブリ２７００は、可撓性変位センサ２７０２をさらに有し、可撓性変位センサ２７０２は、センサ２７０２の変位の速さ又は速度を表す速度信号を生成するように構成される。変位センサ２７０２は、可撓性支持体層２３０４の後面へ連結される。変位センサ２７０２は、任意選択で、さらなる可撓性支持体層２７０４に、少なくとも部分的に包み込まれる。実施例では、変位センサ２７０２は、圧電センサである。

図３１は、センサ・アセンブリ２７００の変形であるセンサ・アセンブリ２８００の概略断面図を示し、図３０に関連して、同様の符号は、そうではないことが明示されない限り、同様の部分を指す。センサ・アセンブリ２８００は、加えて、変位センサ２７０２へ取り付けられる、図１ｂに示されるアセンブリ２００の力センサ２０２と同様の第２の力センサ２８０２を有する。第２の力センサ２８０２は、任意選択で、センサ・アセンブリ２７００の可撓性支持体層２３０４と同様の可撓性支持体層２７０４に、少なくとも部分的に包み込まれる。力センサ２０２と同様に、力センサ２８０２は、外部圧力がアセンブリ２８００へ加えられると、抵抗が変化する。したがって、そのような外部から加えられる力（及び関連するアーチファクト）が判別され、それに応じて、可撓性センサ２３０２が較正され得る。

センサ・アセンブリ２７００、２８００の動作は、それぞれセンサ・アセンブリ１００、２００のものと同様であり、そのため、ここでは再び詳細に説明されない。

図３２及び図３３は、センサ・アセンブリ１００、２００が、対象体の血圧が上昇した状態で、脈波伝播時間（ＰＴＴ）及びＰＴＴにおける振動を測定するために使用され得ることを例示する。

センサ・アセンブリ１００、２００は、健常な対象体の胸壁に、及び対象体の右総腸骨動脈上に設置された。トレース３２０２は、呼吸アーチファクトの除去後に、腸骨稜で変位センサ１０４によって検出される脈波の速度を表し、トレース３２０４は、呼吸アーチファクトの除去後に、対象体の心臓の尖部の近傍において、対象体の胸壁で変位センサ１０４によって検出される脈波の速度を表す。

図３２では、トレース３２０２及び３２０４は、対象体が身体的運動、より具体的には腕立て伏せを始める前に測定される。対象体が身体的運動を始める前に、腸骨－尖部の時間差は、健常な対象体の１２３／６８の安静時の血圧に基づいて、およそ１４６ｍｓであったことが留意される。図３３は、ＰＴＴの時間差が、身体的運動及び１４４／７９への対象体の血圧の上昇後に、実質的に減少することを示す。身体的運動後に、腸骨－尖部の時間差は、およそ５９ｍｓへ減少する。これは、センサ・アセンブリ１００、２００が、センサ・アセンブリ１００、２００が対象体へ装着されながら、ＰＴＴを検出するために使用されることが可能であることを実証する。

図３４から図３６は、健常な対象体による身体的運動中に、心臓活動、より具体的には、心臓の一回拍出量を測定するための、センサ・アセンブリ１００、２００の使用を例示する。図３４は、健常な対象体が安静時の様々なパラメータを示す。図３５は、対象体が最初に低強度の重量挙げを始めた状態でのパラメータを示し、図３６は、対象体が次に高強度の重量挙げを始めた状態での同じパラメータを示す。

この試験では、センサ・アセンブリ１００、２００は、対象体の胸壁へ装着された。対象体は、次に２つの異なる努力レベルを達成するために、２種の異なる強度で重量を挙げることを求められた。これらの図では、トレース３４０２は、センサ・アセンブリ１００、２００の力センサ１０２によって測定された低周波フォース・カルジオグラム（ＦＣＧ：ｆｏｒｃｅ ｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）を表す。トレース３４０４は、センサ・アセンブリ１００、２００の力センサ１０２によって測定された高周波ＦＣＧを表す。トレース３４０６は、センサ・アセンブリ１００、２００の変位センサ１０４によって測定された呼吸努力を表す。トレース３４０８は、標準的なＥＣＧを表し、比較の目的で与えられる。

結果は、明確に、対象体の心臓の努力レベルに比例する、低周波及び高周波ＦＣＧの両方における振幅の一貫した増大を実証する。特に、身体的運動の前に測定されたＦＣＧの値に関して、低周波ＦＣＧの振幅は、低強度の重量挙げに反応して２倍になり、高強度の重量挙げに反応して３倍になった。反対に、高周波ＦＣＧは、変位センサ１０４によって抽出されるサイズモカルジオグラムと強く相関することが知られており、低強度の重量挙げに反応しておよそ１．５倍に増加し、高強度の重量挙げに反応してほぼ２倍になった。これらの結果は、２種のＦＣＧ成分が、心臓機構についての異なる情報を保有し、低周波ＦＣＧが、高周波ＦＣＧより強く一回拍出量と相関することを実証する。

本明細書に記載のセンサ・アセンブリのうちの１つ又は複数は、様々な状況において対象体を現場で監視するための医療デバイス内に、任意の組合せで統合され得る。例えば、センサ・アセンブリは、対象体の１つ又は複数の生理的パラメータ（上記のもののいずれかなど）を監視するように構成される、マットレス、シート若しくは椅子の内又はその上に取り付けられることが可能である。加えて、センサ・アセンブリは、ベッド又はマットレス上のセンサ・アセンブリに対する対象体の運動及び位置を検出並びに監視するように構成され得る。そのような監視は、床ずれの防止に有利であり得る（センサ・アセンブリがマットレスなどに一体化される場合に）。

本開示の実施例が、多数の人間及び動物の疾患並びに状態の診断及び監視において、そのような疾患及び状態が、皮膚の力、変位、及び／又は加速度の測定値によって診断及び監視され得る場合に、使用され得ることが理解されよう。心臓状態及び疾患の非限定的な実例として、無害性心雑音、硬化症、高血圧、狭心症、心筋梗塞、心室瘤、僧帽弁逸脱（ＭＶＰ：ｍｉｔｒａｌ ｖａｌｖｅ ｐｒｏｌａｐｓｅ）、孤立性のクリック及び心雑音、僧帽弁逆流、僧帽弁狭窄症（ＭＳ：ｍｉｔｒａｌ ｓｔｅｎｏｓｉｓ）、三尖弁逆流（ＴＲ：ｔｒｉｃｕｓｐｉｄ ｒｅｇｕｒｇｉｔａｔｉｏｎ）、僧帽弁逆流、大動脈弁逆流症、大動脈狭窄、肥大型閉塞性心筋症、心筋症、心膜炎、肺高血圧症、心房中隔欠損症、心室中隔欠損症、動脈管開存症、肺動脈弁狭窄、大動脈縮窄、ファロー四徴症、冠疾患、心不全、収縮期心不全、拡張期心不全、肺塞栓症、肺性心などが挙げられる。

肺うっ血を含む、肺疾患及び肺の状態もまた、診断され得る。本開示の実施例はまた、例えば、気管若しくはその付近で、又は対象体の頸部周りの他の位置で、本明細書に記載の１つ又は複数のセンサ・アセンブリを設置することによって、睡眠時無呼吸などの睡眠障害を診断及び監視するために使用され得る。センサ・アセンブリは、任意選択で呼吸に加えて、いびき、嚥下、気道（例えば、気管）周りの筋肉収縮、気道の大きさの減少を監視するように構成され得る。

動脈及び／又は静脈の状態（石灰化、虚脱など）は、監視される動脈又はその付近の皮膚に、本明細書に記載の１つ又は複数のセンサ・アセンブリを設置することによって、診断及び監視され得る。一部の実施例では、例えば、センサ・アセンブリは、左右両側それぞれの動脈に位置づけられる場合があり、動脈の一方若しくは他方（又は両方）の状態を決定するために、左右の動脈間の比較が行われ得る。

上記の実施例のいずれにおいても、センサ・アセンブリは、短又は長期使用のためにウエアラブル・デバイス内に統合される場合があり、力、速度及び／又は加速度測定値は、収集及び記憶される場合があり、その結果、状態及び疾患が経時的に監視され得る。

本明細書に記載のセンサ・アセンブリはまた、妊娠中の子宮収縮を監視するために使用され得る。妊娠している対象体は、子宮の近傍の皮膚上の位置に、１つ又は複数のセンサ・アセンブリを着用し、収縮が皮膚の力変位を引き起こし、対応する信号がセンサ・アセンブリの力及び変位センサ、並びに任意選択の加速度計から導出され得る。

本明細書に記載のセンサ・アセンブリは、ヒト又は動物対象体を測定、診断及び監視するために使用され得るだけでなく、そのような対象体における胎動を監視するためにも使用され得る。例えば、センサ・アセンブリ１００、２００などの１つ又は複数のセンサ・アセンブリは、ヒト又は動物対象体それ自体に関連した上記のものと同様の方式で、動物又はヒト対象体の子宮における胎児の運動、呼吸及び心臓信号を監視するために、胃の周辺の位置に設置され得る。

本明細書に記載の実施例では、特に図３から図５を参照して、センサ・アセンブリは胴の前部へ固定される。例えば、図４は、前面の聴診位置に位置づけられているセンサ・アセンブリを示す。１つ又は複数のセンサ・アセンブリが、本開示の範囲から逸脱することなく、例えば、胴の背部の標準的な聴診置位で、動物又はヒト対象体の胴の背部へ固定され得ることが理解されよう。

特に図に関連して本明細書に記載の様々な動作が、他の回路又は他のハードウエア構成要素によって実施され得ることを、特に本開示により恩恵を受ける当業者は理解されたい。所与の方法の各動作が実行される順番は、変更される場合があり、本明細書に例示されるシステムの様々な要素は、追加、再配列、組合せ、省略、改変などが行われ得る。本開示が、全てのそのような改変及び変更を包含することが意図され、したがって、上記の説明は、制限的ではなく例示的な意味で解釈されるべきである。

同様に、本開示が特定の実施例を参照するが、ある改変又は変更が、本開示の範囲及び適用範囲から逸脱することなく、それらの実施例に行われ得る。さらに、特定の実施例に関して、本明細書に記載の任意の利益、利点、又は課題への解決手段が、決定的な、必要な、又は本質的な特徴若しくは要素であるとみなされることは、意図されない。

同様に、本開示の利益を有するさらなる実施例が当業者に明らかであり、そのような実施例は本明細書に含まれるとみなされるべきである。

多くの適用のために、実施例は、ＤＳＰ（デジタル信号プロセッサ：Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）、ＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路：Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、又はＦＰＧＡ（フィールド・プログラム可能ゲート・アレイ：Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）で実施され得る。したがって、コードは、従来のプログラム・コード又はマイクロコード、或いは、例えば、ＡＳＩＣ若しくはＦＰＧＡを設定又は制御するためのコードを含み得る。コードはまた、再プログラム可能論理ゲート・アレイなどの再構成可能装置を動的に構成するためのコードを含み得る。同様に、コードは、Ｖｅｒｉｌｏｇ（商標）又はＶＨＤＬ（超高速集積回路ハードウエア記述言語：Ｖｅｒｙ ｈｉｇｈ ｓｐｅｅｄ ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｃｉｒｃｕｉｔ Ｈａｒｄｗａｒｅ Ｄｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ Ｌａｎｇｕａｇｅ）などのハードウエア記述言語のためのコードを含み得る。当業者であれば理解するように、コードは、互いに通信する複数の連結された構成要素間でやり取りされ得る。適宜、実施例はまた、アナログ・ハードウエアを構成するために、フィールド（再）プログラム可能アナログ・アレイ又は同様のデバイスで動作するコードを使用して、実施され得る。

本明細書で使用される場合に、用語モジュールは、カスタム定義回路などの専用のハードウエア構成要素によって少なくとも部分的に実施され得る、及び／或いは１つ若しくは複数のソフトウエア・プロセッサ又は好適な汎用プロセッサなどで動作する適切なコードによって少なくとも部分的に実施され得る、機能単位又はブロックを指すために使用されることに留意されたい。モジュールは、それ自体が、他のモジュール又は機能単位を含み得る。モジュールは、共に配置される必要がなく、異なる集積回路で提供され得る、及び／若しくは異なるプロセッサで動作する、複数の構成要素又はサブモジュールによって提供され得る。

数字の変動及び／又は改変が、本開示の広く一般的な範囲から逸脱することなく、上記の実施例へ行われ得ることが、当業者によって理解されよう。本実施例は、したがって、全ての点において例示的であり、限定的ではないとみなされるべきである。

Claims (20)

1. 対象体の生理的パラメータを検出するための装置であって、
   前記対象体の器官の力変位を表す第１の信号を生成するように構成された力センサであって、前記第１の信号が０．５Ｈｚ～３００Ｈｚの通過帯域を有する、力センサと、
   前記対象体の前記器官に接触するように構成されたカプラであって、前記力センサの動作可能な前面に機械的に連結される動作可能な後面を有するカプラと、
   前記対象体の前記器官の変位速度を表す第２の信号を生成するように構成された変位センサであって、前記力センサの動作可能な後面に機械的に連結される動作可能な前面を有し、それにより前記カプラが前記変位センサに機械的に連結される、変位センサと
   を有する装置。
2. 前記力センサが第１の力検出抵抗器（ＦＳＲ）を有する、請求項１に記載の装置。
3. 前記変位センサが圧電センサを有する、請求項１又は２に記載の装置。
4. 前記カプラが、前記力センサの最大平面面積より小さい最大平面面積を有する、請求項１から３までのいずれか一項に記載の装置。
5. 前記カプラの前記最大平面面積が、前記変位センサの最大平面面積と近似する、請求項４に記載の装置。
6. 前記力センサが前記変位センサに取り付けられる、請求項１から５までのいずれか一項に記載の装置。
7. 前記カプラが、前記器官と接触するように構成された動作可能な前面を有し、前記動作可能な前面が、ドーム型、マッシュルーム型、コーン型、及びピラミッド型のうちの１つである、請求項１から６までのいずれか一項に記載の装置。
8. 前記カプラが、円筒形又は直方体である、請求項１から６までのいずれか一項に記載の装置。
9. 前記カプラが、硬質プラスチック材料及び導電性材料のうちの少なくとも１つを有する、請求項１から８までのいずれか一項に記載の装置。
10. 前記硬質プラスチック材料が、アクリル樹脂を有する、請求項９に記載の装置。
11. 前記装置の動作可能な後面へ加えられる力を測定するように構成された第２の力センサをさらに有する、請求項１から１０までのいずれか一項に記載の装置。
12. 前記第２の力センサが力検出抵抗器（ＦＳＲ）である、請求項１１に記載の装置。
13. 前記第２の力センサが、前記変位センサの動作可能な後面へ連結される、請求項１１又は１２に記載の装置。
14. 前記装置を前記対象体の前記器官へ固定するように構成された固定デバイスをさらに有する、請求項１から１３までのいずれか一項に記載の装置。
15. 前記固定デバイスが、
    ａ）ストラップ、
    ｂ）ベルト、
    ｃ）接着パッチ
    のうちの少なくとも１つを有する、請求項１４に記載の装置。
16. 前記第１の信号及び前記第２の信号に基づいて前記生理的パラメータを決定するように構成された少なくとも１つのプロセッサをさらに有する、請求項１から１５までのいずれか一項に記載の装置。
17. 前記少なくとも１つのプロセッサが、前記第１の信号に基づいて、前記変位センサから受信した前記第２の信号を較正するように構成されている、請求項１６に記載の装置。
18. 前記少なくとも１つのプロセッサが、第２の力センサから受信した第３の信号に基づいて、前記第１の信号及び前記第２の信号を較正するように構成されている、請求項１６に記載の装置。
19. 前記生理的パラメータが、心拍、血圧、子宮収縮、胎動、呼吸、前記対象体の心臓弁の開放時間、前記対象体の心臓弁の閉鎖時間、前記対象体の心臓の収縮レベル、前記対象体の前記心臓の一回拍出量、心拍出量、及び血液の脈波伝播時間のうちの少なくとも１つを含む、請求項１から１８までのいずれか一項に記載の装置。
20. 前記生理的パラメータが血圧であり、測定される前記生理的パラメータが、中心血圧及び末梢血圧のうちの少なくとも１つを含む、請求項１９に記載の装置。

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