CN114786570A

CN114786570A - 生理学参数感测系统和方法

Info

Publication number: CN114786570A
Application number: CN202080076134.5A
Authority: CN
Inventors: 加埃塔诺·加朱罗; 艾米丽·安德烈奥齐; 丹尼尔·埃斯波西托; 保罗·比富尔科
Original assignee: 3 Target Intellectual Property Co ltd
Current assignee: 3 Target Intellectual Property Co ltd
Priority date: 2019-10-18
Filing date: 2020-10-15
Publication date: 2022-07-22
Also published as: JP2023501776A; EP4044913A1; AU2020365762A1; WO2021072493A1; EP4044913A4; US20240090775A1

Abstract

一种用于感测受检者的生理学参数的装置100，其包括力传感器102和与力传感器102相关联的位移传感器104，所述力传感器102被配置用于生成表示受检者的器官的力位移的第一信号。位移传感器104被配置用于生成表示受检者的器官的位移速度的第二信号。联接器106被布置在力传感器102和位移传感器104其中之一上，联接器106被配置用于将力传感器102和位移传感器104与器官机械联接。

Description

生理学参数感测系统和方法

技术领域

本公开大体上涉及信号的感测，更具体地，涉及用于感测与受检者的至少一个生理学参数相关的信号的传感器组件。

背景技术

虽然存在多种传感器和系统，用于在放置在体积周围时测量信号，特别是用于测量和监测活体的生理学参数，但是提供表示被连续和可靠地测量的参数的有用输出信号仍然是一个挑战。此外，在活体受检者可以舒适地适应测量参数的传感器/系统的同时这样做也是具有挑战性的，特别是在受检者需要长时间佩戴传感器/系统的情况下。

在活体受检者中，已经报道了使用力敏电阻器(FSR)来感测肌肉收缩强度。

对已经包括在本说明书中的文献、法案、材料、装置、物品等的任何讨论不应被视为承认任何或所有这些内容构成现有技术基础的一部分，或者是与本公开相关的领域中的公知常识，因为它们在每项所附权利要求的优先权日之前就已存在。

发明内容

根据本发明的第一方面，提供一种用于感测受检者的生理学参数的设备，该设备包括：被配置用于生成第一信号的力传感器，第一信号表示受检者器官的力位移；与力传感器相关联的位移传感器，位移传感器被配置用于生成表示受检者的器官的位移速度的第二信号；以及布置在力传感器和位移传感器其中之一上的联接器，联接器被配置用于将力传感器和位移传感器与器官机械联接。

力传感器可以包括第一力感测电阻器(FSR)。位移传感器可以包括压电传感器。器官可以是皮肤。

联接器可以具有比力传感器的最大平坦表面面积小的最大平坦表面面积。此外，联接器的最大平坦表面面积可以接近位移传感器的最大平坦表面面积。

力传感器可以安装于位移传感器。

力传感器可包括联接到联接器的操作性后表面的操作性前表面以及联接到位移传感器的操作性前表面的操作性后表面。

在另一实施方式中，力传感器和位移传感器可各自具有联接到联接器的操作性后表面的操作性前表面。力传感器和位移传感器可以同心地布置在联接器的操作性后表面上。

联接器可以包括被配置用于接触器官的前表面。该前表面可以是圆顶形或蘑菇形或圆锥形或金字塔形。相反，联接器可以是柱形或长方体。联接器可以包括刚性塑料材料(诸如丙烯酸树脂)和导电材料中的至少一种。

该设备还可以包括被配置用于测量施加到该设备的操作性后表面的力的第二力传感器。第二力传感器可以是力感测电阻器(FSR)。第二力传感器可以联接到位移传感器的操作性后表面。

该设备还可以包括被配置用于将设备固定到受检者器官的固定装置。固定装置可包括以下之中至少一种：a)带构件；b)皮带；c)粘合片。

该设备还可以包括被配置用于基于第一信号和第二信号来确定生理学参数的至少一个处理器。该至少一个处理器可以被配置用于：基于第一信号校准从位移传感器接收的第二信号。

生理学参数可以包括以下之中的至少一个：心功能参数诸如心脏搏动，血压诸如中心动脉压或外周血压，子宫收缩，胎儿活动，呼吸，身体声音如心音，受检者的心脏瓣膜打开时间，受检者的心脏瓣膜关闭时间，受检者的心脏收缩力水平，受检者的心脏每搏输出量，心输出量，以及血流脉搏传导时间。

根据本公开的另一个方面，提供一种测量受检者的生理学参数的方法，该方法包括：从第一力传感器接收第一信号，第一力传感器在受检者上第一位置处机械联接到皮肤；从第二力传感器接收第二信号，第二力传感器在受检者上第二位置处机械联接到皮肤，第二位置与第一位置是分开的；以及基于对第一信号和第二信号的比较来确定生理学参数。

该比较可以包括第一信号与第二信号之间的差。

第一力传感器和第二力传感器中的一个或多个可以是力感测电阻器(FSR)。

第一位置可以在受检者的上胸部，例如在剑突处或附近。第二位置可以在受检者的下胸部。要测量的生理学参数可以是中心动脉压。

在另一实施方式中，第一位置可以在受检者的胸部。第二位置可以接近受检者的股动脉和锁骨下动脉或其他外周动脉中的一个。这种情况下要测量的生理学参数可以是外周血压。

该方法还可以包括从第三力传感器接收第三信号并基于对第一信号、第二信号和第三信号的比较来确定生理学参数，该第三力传感器在与第一位置和第二位置分开的第三位置处机械联接到皮肤。第三力传感器可以是FSR。

该方法还可以包括将第一传感器和第二传感器中的一个或多个机械联接到受检者的皮肤。

根据本公开的另一个方面，提供一种用于测量受检者的生理学参数的系统，该系统包括：第一力传感器，其被配置用于生成表示受检者皮肤上的第一位置处的力位移的第一信号；第二力传感器，其被配置用于生成表示受检者皮肤上的第二位置处的力位移的第二信号；以及至少一个处理器，其被配置用于基于对第一信号与第二信号之间的比较来确定受检者的生理学参数。

该比较可以包括第一信号与第二信号之间的差。

第一力传感器和第二力传感器中的至少一个可以是力感测电阻器(FSR)。

生理学参数可以包括：心功能参数诸如心脏搏动，或者血压诸如中心动脉压或外周血压，子宫收缩，胎儿活动，呼吸，身体声音如心音，受检者心脏瓣膜的打开时间，受检者心脏瓣膜的关闭时间，受检者心脏的收缩力水平，受检者心脏的每搏输出量，心输出量，以及血流脉搏传导时间。

该系统还可以包括被配置用于生成第三信号的第三力传感器，该第三信号表示在与第一位置和第二位置分开的受检者皮肤上的第三位置处的力位移。然后可以基于对第一信号、第二信号和第三信号的比较来确定生理学参数。第三力传感器可以是FSR。

第一力传感器和第二力传感器中的一个或多个可以是如上所述的设备的第一力传感器。

根据本发明的另一个方面，提供一种用于感测受检者的至少一个参数的设备，该设备包括：柔性传感器构件，其具有随弯曲而变化的阻抗；以及柔性载体，其包围着柔性传感器构件并被配置用于保持柔性传感器构件的接触表面接近受检者的表面，使得受检者的表面的形状变化(例如，半径)引起柔性传感器弯曲。

柔性传感器构件可以包括力感测电阻器(FSR)。

载体可以是织物载体和弹性载体中的至少一种。载体可包括带构件或粘合片。载体可以包括由受检者穿着的衣物。衣物可以包括衬衫、或背心、或夹克、或外套。

受检者的表面可以是皮肤，例如受检者胸部的皮肤。柔性载体可以被配置用于保持接触表面接近皮肤，使得皮肤的膨胀和收缩(例如，由于呼吸引起的胸廓的膨胀和收缩)引起柔性传感器弯曲。

设备还可以包括至少一个处理器，该至少一个处理器被配置用于基于柔性传感器构件的阻抗来生成至少一个参数。

参数可以包括：心功能参数诸如心脏搏动，或者血压诸如中心动脉压或外周血压，或者子宫收缩，胎儿活动，呼吸，身体声音如心音，受检者的心脏瓣膜打开时间，受检者的心脏瓣膜关闭时间，受检者的心脏收缩力水平，受检者的心脏每搏输出量，心输出量，和/或血流脉搏传导时间。

根据本公开的另一个方面，提供一种感测受检者的至少一个参数的方法，该方法包括：将如上所述的柔性传感器定位在接近受检者器官的第一位置处；以及基于柔性传感器构件的阻抗来确定至少一个参数。

附图说明

现在参考附图以示例的方式描述本公开的实施方式，其中：

图1a是传感器组件的第一实施方式的示意图；

图1b是传感器组件的第二实施方式的示意图；

图1c是传感器组件的第三实施方式的示意图；

图1d是传感器组件的第四实施方式的示意图；

图2a至图2g示出了图1a和图1b的联接器的变型；

图3至图6示出了人类受检者上呈各种布置的传感器组件的实施方式；

图7示出了用于处理从传感器组件接收的信号的信号处理链；

图8至图10示出了由图7a和图7b的信号处理链的信号调节级来实现的示例处理电路，用于从图1或图2的传感器组件的力传感器生成力信号；

图11至图13示出了由图7a和图7b的信号处理链的信号调节级来实现的示例处理电路的电路图，用于基于图2的传感器组件的力传感器和第二力传感器的特性生成力信号；

图14示出了由图7a和图7b的信号处理链的信号调节级来实现的示例处理链的框图，用于从图1a或图1b的传感器组件的位移传感器生成经调节的速度信号；

图15a示出了由图7a和图7b的信号处理链的信号调节级实现的处理电路的第一实施方式，用于从图1a或图1b的传感器组件的位移传感器生成经调节的速度信号；

图15b示出了由图7a和图7b的信号处理链的信号调节级来实现的处理电路的第二实施方式，用于从图1a或图1b的传感器组件的位移传感器生成经调节的速度信号；

图16示出了用于处理从多个传感器组件接收的信号的信号处理链；

图17是示出由图1a的传感器组件记录的力与时间的关系图，该传感器组件位于图3所示的受检者的胸骨上；

图18是示出由图1a的传感器组件记录的力与时间的关系图，该传感器组件位于图3所示的受检者的胸骨上；

图19是来自分别位于受检者的胸骨上切迹和心尖处的传感器组件的力传感器的两个力信号之和的图；

图20是将从图1a的传感器组件的力传感器获得的力信号与从图1的传感器组件的位移传感器获得的位移速度信号的积分进行比较的图；

图21是将心电图(ECG)与从图1的传感器组件获得的力信号和位移信号进行比较的图；

图22是示出从图1a的传感器组件的力传感器获得的力信号以及从力信号获得的与ECG一起的呼吸信号和从ECG获得的呼吸信号的图；

图23是示出从图1a的传感器组件获得的与心音信号、ECG和光电血管容积图(photophethysmogram，PPG)一起的力信号和加速度计信号的图；

图24是示出与从图1a的传感器组件获得的呼吸相关的原始数据的图；

图

图26是传感器组件的实施方式的截面图；

图27是图26中所示的传感器组件的实施方式的平面图；

图28示出了布置在受检者胸部上的一对图26的传感器组件；

图29是从图26的传感器组件得到的呼吸信号；

图30是传感器组件的另一实施方式的截面图；

图31是传感器组件的另一实施方式的截面图；

图32是受检者休息的情况下从图1a的传感器组件获得的脉冲传导时间(PTT)的图；

图33是在受检者消耗体力之后从图1a的传感器组件获得的PTT的图；

图34是受检者休息的情况下从图1a的传感器组件获得的心脏活动的图；

图35是在受检者低量消耗体力之后从图1a的传感器组件获得的心脏活动的曲线图；以及

图36是在受检者大量消耗体力之后从图1a的传感器组件获得的心脏活动的图。

具体实施方式

本公开的实施方式涉及用于根据对通过器官、肌肉、血流和流体移位(即消化、吞咽、呼吸等)对皮肤表面的移位所施加的力及其传播速度的局部测量来监测生理力学的感测系统和方法。

一些实施方式使用力传感器诸如力敏电阻器(FSR)与胸部或上腹部上的受检者皮肤机械联接来测量由心脏收缩和血液泵送动作产生的反冲力，即所谓的“心震图法(forcecardiography，FCG)”。因此，实施方式可以实现对受检者每个心动周期的力学事件进行连续和非侵入性监测。特别地，通过使用与受检者皮肤机械联接的多个力传感器，可以获得关于生理学参数的信息，例如心动周期每个阶段的识别和持续时间、心脏瓣膜打开和关闭计时、心脏收缩力水平、每搏输出量、心输出量、脉搏传导时间和中心动脉压。进而，可以获得关于心脏病和/或功能失常的信息，例如但不限于心力衰竭、机械不同步(例如，由于束支传导阻滞)、瓣膜病理(例如，主动脉和二尖瓣回流、狭窄)等。

当在外周脉脉搏点或大血管(即颈部脉搏、桡动脉脉搏等)附近提供时，力传感器可用于测量血液运动和流动的力及其传播速度。这种流动可以包括静脉回流以及由于呼吸引起的流体静压的变化。这样，实施方式使得从外围肢体的力测量推断呼吸速率成为可能。

一些实施方式将一个或多个力传感器(例如FSR)与位移传感器(例如压电传感器)组合使用，两者都与受检者的皮肤机械联接，以同时测量受检者皮肤的力位移和这种位移的速度或速率。施加在力传感器上的挤压力(力传感器信号的DC基线)和动态力(力传感器信号的AC分量)可用于校准由位移传感器生成的位移速度信号，从而允许精确并连续直接测量皮肤位移的速度或速率以及力位移本身。这样，仅根据皮肤运动就可以获得对血液搏动精确并连续的测量，并因此获得对心脏搏动的测量。

虽然本文所述的传感器组件已经被特别开发用于测量活体受检者的生理学参数(例如，心脏活动和呼吸活动)，但是本领域的技术人员将理解，作为本公开主题的传感器组件可以与其他对象一起使用，其中由传感器组件下面的部分来施加力。因此，本文所述的传感器组件可用于工业应用中，例如软体机器人或施加这种力的其他无生命物体。

图1a是用于感测受检者的至少一个生理学参数的传感器组件100的第一实施方式的截面图。传感器组件100包括力传感器102、位移传感器104和机械联接器106。力传感器102和位移传感器104布置在联接器106上，使得施加到联接器的前表面108的任何力都被传递到力传感器102和位移传感器104两者上。

联接器106包括刚性材料，例如刚性塑料或橡胶。在一些实施方式中，联接器106可包括丙烯酸树脂。在其它实施方式中，联接器106可部分或全部导电。例如，联接器106可以部分地或全部地包括导电材料，例如银或氯化银。被配置用于面向并优选被放置为接触受检者的表面的联接器106的前表面108可以是圆顶形的，以便压入受检者的顺应性表面，例如皮肤。提供圆顶形前表面108有助于改善从受检者到力传感器102和位移传感器104的机械位移的联接。提供类似效果的前表面108的其它形状包括锥形、蘑菇形等。

当在与传感器组件100的面向受检者平面平行的平面中观察时，联接器106具有大致圆形的横截面。除了联接移动(力和位移)之外，联接器106可以被配置作为生物电势电极，并且可以电联接到用于测量生物电势(例如，心电图(ECG)、肌电图(EMG)、脑电图(EEG)等)的处理电路(未示出)。

力传感器102经由力传感器载体110安装到联接器106的后表面，力传感器载体110包括柔性介质。力传感器102通过胶合、层压或其它方式安装到载体110。使用两个或更多个电极112来进行与力传感器102的电连接，该两个或更多个电极112还用作将力传感器102锚定到传感器载体110的锚定点。力传感器102是力敏电阻器(FSR)或测力传感器。如下文将更详细描述的，力传感器102的特性响应于施加到力传感器的力信号而改变，该改变表示与联接器106的前表面108接触的器官的力位移。这种特性例如是力传感器102的阻抗或输出电流或电压。如下文将更详细描述的，在力传感器102是FSR的情况下，力传感器102的电阻变化表示力位移，根据该力位移可以生成输出电压。

在实施方式中，在使用中面向受检者的力传感器102的前表面具有在大约5mm与10mm之间的表面积，例如，7mm、8mm或9mm。

力传感器102和位移传感器104经由任选的刚性接口层114安装在一起。刚性接口层114设置在力传感器102的后表面上。刚性接口层114可以包括黄铜、刚性塑料或类似的刚性材料。在一些实施方式中，刚性接口层114可以是双面PCB，力传感器102安装在PCB的第一表面(即，在使用中面向受检者的表面)上，而位移传感器104安装在PCB的相反的第二表面上。

在任何情况下，位移传感器104机械联接到力传感器102的后表面，如图1a所示。因此，由于与联接器106接触的器官的移动而引起的联接器106的位移引起位移传感器104移动。位移传感器104生成表示传感器104位移的速度或速率的信号。当机械联接到器官诸如受检者的皮肤时，该速度信号与器官的位移速度成比例。

在实施方式中，位移传感器104的面向受检者的前表面具有约5mm至10mm之间的表面积，例如7mm、8mm或9mm。

有利的是，力传感器102和位移传感器104的表面积基本匹配，以确保位移从力传感器102到位移传感器104的均匀传递。因此，出于类似的原因，力传感器102和位移传感器104还优选沿着组件100的操作性中心垂直轴轴向对齐。

可以围绕位移传感器104的后表面设置任选的保护盖116。保护盖116可以通过填充有空气或其它气体的流体间隙或真空与后表面分开。在这样做时，保护盖116保护位移传感器104免受组件100的非面向受检者的操作性后侧的冲击。

除了力传感器102和位移传感器104之外，传感器组件100可以任选地包括加速度计120。加速度计120被配置用于测量一个或多个轴上的加速度。例如，加速度计120可以被配置用于测量至少在垂直于受检者表面的轴上的加速度，传感器组件100在使用中被附着到受检者的该表面上。优选地，另外，加速度计120测量在与传感器组件100在使用中附着于其上的受检者的表面平行的一个或多个平面中的加速度，以便测量传感器组件在这样的平面或轴中的移动。加速度计120可以定位在传感器组件100上的任何位置，只要能(直接或间接)机械联接到联接器106。例如，加速度计120可以联接到保护盖116的后部。

壳体118封装传感器组件100，以保护组件100的元件不受碎屑诸如灰尘、砂砾、水和/或可能影响组件100操作的任何其他物质的影响，并防止异物进入组件100。联接器106的操作性前表面108延伸穿过壳体118的孔。替代地，壳体118可以包括至少一个柔性部分(未示出)，该柔性部分在联接器106的前表面108上方延伸并顺应联接器106的前表面108，从而完全封装力传感器102、位移传感器104和联接器106。

在操作期间，传感器组件100的联接器106的前表面108被放置成与受检者的表面(诸如受检者的皮肤)接触，通过一个或多个固定设备诸如皮带、粘合片、粘性贴布等(未示出)将传感器组件100相对于受检者固定。这种胶带可以由制成运动胶带(也称为肌内效贴布)的材料制成。利用将力传感器102和位移传感器104机械联接到联接器106并将联接器106机械联接到受检者的表面，传感器组件100被配置用于生成同步的力位移和位移速度信号。如下文将更详细描述的，这些信号又反过来用于实现对机械生理事件的连续且非侵入性监测。

图1b是传感器组件200的另一实施方式的截面图，该传感器组件200是图1a所示的传感器组件100的变型。参照图1a，除非另有说明，在图1b中，相同的附图标记表示相同的部件。

除了传感器组件100的元件之外，图1b的传感器组件200还包括类似于力传感器102并具有类似特征的第二力传感器202。第二力传感器202可操作地安装在位移传感器104的后面，例如安装在保护盖116的操作性外表面上。类似于力传感器102，第二力传感器202被配置用于(主动地或被动地)生成表示施加在第二传感器202处的力的信号。因此，第二力传感器202用于测量例如由于使用一个或多个固定装置将传感器组件200施用于受检者的表面而施加到组件200的操作性后部的力。

该测量的外部力信号能够用于补偿载体压力(即，由固定装置施加到传感器组件200的后部的力)和受检者的表面弹性(即，被感测的受检者的表面的弹性如何)。例如，了解外部载体或组件200的操作者施加的压力，将允许对人为影响进行排除。例如，传感器的突然撞击或剪切，即在移动期间，可能改变力传感器102的压力施加，这又可能在来自力传感器102的信号中产生人为影响。此外，由诸如受检者跑步之类的活动引起的律动可能会给来自力传感器102的信号留下基线漂移和相关人为影响。如下文将更详细描述的，可以使用从两个力传感器102、202和位移传感器104中的每一个获得的信号来(实时地或在后处理中)消除这种人为影响。

现在参照附图中的图1c和图1d，示出了传感器组件100和200的其它实施方式。再次参考前面的附图，除非另有说明，否则相同的附图标记表示相同的部件。

在两个实施方式中，联接器106包括套环109，套环109容纳在壳体118内，联接器106的圆顶形表面108突出穿过壳体118中的开口(未示出)。开口的直径小于套环109的直径，使得套环109有助于使联接器106相对于壳体118保持固定，并阻止联接器106与壳体118分开。

此外，在两个实施方式中，联接器106在其基部处的直径，即联接器106与传感器载体110接触的部分的直径(称为“基部直径”)小于力传感器102的直径。然而，期望且优选的是，联接器106将其力分布在位移传感器104的整个表面面积上。这样，联接器106的基部直径接近位移传感器104的直径。典型地，联接器106的基部直径大约为力传感器102直径的70％至90％，例如约80％。

在附图的图1d所示的实施方式中，传感器组件200还包括后置压力施加器或联接器111。典型地，使用时，该联接器111被传感器组件200上通过其附着于受检者的器官的部件覆盖，例如，带构件、皮带、胶带等(未示出)。该部件通过联接器111向力传感器202施加位移力，并帮助去除由传感器组件200记录的由于外部因素诸如传感器组件200相对于受检者器官移动而造成的人为影响。

虽然联接器111被示出为板状结构，但是应当理解，联接器111可以具有任何合适的形状，包括类似于联接器106的圆顶形。同样，联接器111的直径小于力传感器202的直径，通常大约是力传感器202直径的约70％至90％，例如大约80％。

如上所述，圆顶形联接器106有助于压入受检者的顺应性表面，例如皮肤。因此，提供具有圆顶形前表面108的联接器106改善了从受检者到力传感器102和位移传感器104的机械位移的联接。

上述传感器组件100、200包括相互以“三明治”布置而堆叠的力传感器和位移传感器。然而，本公开的实施方式不限于这种布置。例如，在其他实施方式中，力传感器和位移传感器可以布置在平面构造中，例如，彼此相邻地布置或同心地布置(一个在另一个内)，并且可以布置在公用基板上或不同的单独基板上。在每个实施方式中，每个力传感器和位移传感器优选(直接或间接地)机械联接到联接器，例如图1a至图1d的联接器106、111，以确保从受检者到每个传感器的力的机械传递。

图2a至图2g示出了图1a至图1d的联接器106的几种变型，这些变型可以代替图1a和图1b所示的联接器106。如前所述，除非另有说明，否则相同的附图标记表示相同的部件。

图2a是具有蘑菇形联接器201的传感器组件100的截面图，联接器201包括圆顶形前表面203以及配置用于接触力传感器102的圆顶形后表面205。提供圆顶形后表面205在联接器201和力传感器102之间产生更小的接触表面面积，从而增加施加到传感器的每单位面积的力，这进而又增加了传感器102对施加到联接器201的前表面的力的灵敏度。

图2b示出了与图2a的传感器组件类似的传感器组件100的实施方式，但是包括如上参考图1d的传感器组件202所述的作用于力传感器202的联接器111。

图2c和图2d分别提供了联接器204的透视(放大)图和侧视图，与图2a和图2b的联接器201类似，联接器204包括圆顶形前表面206以及配置用于与力传感器208接触的圆顶形后表面208。任选地，联接器204通过一个或多个紧固件210(例如弹性或弹性体连接件)相对于壳体118和力传感器102保持就位。在其他实施方式中，联接器204可以通过壳体118上的后部压力保持就位，并且与受检者的表面和载体(未示出)接触。如图2d所示，提供圆顶形后表面208在联接器204与力传感器102之间产生较小的接触表面面积，从而增加了施加到传感器上的每单位面积的力，这进而又增加了传感器102对施加到联接器204的前表面上的力的灵敏度。如上面关于联接器106所描述的，已经发现提供圆顶形前表面206改善了从受检者到力传感器102和位移传感器104的机械位移的联接。提供类似效果的前表面206和后表面208的其它形状包括锥形、蘑菇形等。

图2e和图2f示出了另一联接器212，其是联接器204的变型。联接器212包括球部214，该球部214由围绕球部214的周部延伸的凸缘216而支撑在壳体118内。凸缘216可以形成壳体118的一部分。任选地，密封件218诸如垫圈或O形环设置在球部214和凸缘216之间，以防止灰尘和其它有害物质进入。

图2g示出了联接器220，其是联接器212的变型，其中球部214已经被双蘑菇或腰形联接构件222代替。联接构件222的腰部通过凸缘216接合并在联接器220中保持就位，凸缘216还防止联接构件222与壳体118分开。

上述传感器组件100、200各自包括位移传感器104。然而，应当注意，本公开的实施方式不限于使用力传感器和位移传感器的组合。例如，下面将描述各种新颖的技术，用于使用位于受检者上不同位置的多个力传感器来检测各种生理学参数。这样的技术不需要同时进行位移感测。这种技术可以使用上述传感器组件100、200，或者可替换地可以使用仅包括力传感器和联接器的传感器组件。这种传感器组件可以包括任何可想到的连接布置，例如图1a至图2g中的任何一个所示的布置之一。例如，实施方式可使用以上所示的传感器组件100的变型，但省略位移传感器104。

图3至图6示出了固定于人体受检者300的传感器组件的各种布置，例如图1a的传感器组件100、图1b的传感器组件200或其变型。

在图3中，使用胸带304将单个传感器组件302相对于剑突进行固定。胸带304被配置用于从传感器组件302的后部施加外部压力，并将传感器组件302保持在剑突处或附近。

在图4中，使用粘合片404将多个传感器组件402固定于受检者300的皮肤。类似于胸带304，每个粘合片404被配置用于从传感器组件402的后部施加外部压力，以将其保持在受检者300上的预定位置，通常是受检者的胸部。

图5示出了另一种布置，其中利用公用的粘合片504将多个传感器组件502固定于受检者300的胸部，粘合片504被配置用于从传感器组件502的后部施加外部压力，以将它们保持在相对于受检者300的预定位置。另外或可替换地，多个传感器组件502可以以任何合适的方式固定于受检者300的背部。通过在受检者的躯干周围提供多个传感器组件502，可以根据从传感器组件502的传感器获得的数据来生成胸部区域的力断层成像。

图6示出了另一种布置，其中将单个传感器组件602相对于位于受检者300的手腕604上的径向静脉或动脉而固定。传感器组件602可以通过腕带606(或粘合剂或其他方式)在手腕604上保持就位，腕带606还向传感器组件602的后部施加外力，以使组件602和手腕606之间保持接触。

图7a和图7b是示出示例性信号处理链700的框图，信号处理链700用于处理从活体受检者生成的力传感器102、位移传感器104、第二力传感器202和任选的加速度计120的信号和/或参数变化。在下面的示例中，力传感器102和第二力传感器202将在下文描述为力敏电阻器(FSR)FSR1和FSR2，其电阻与施加到其上的力成比例。然而，应当理解，实施方式不限于使用FSR作为力传感器，并且在不脱离本公开的范围的情况下，可以使用测力传感器或力传感器来代替FSR。同样，在以下示例中，位移传感器104在一些示例中将被描述为压电传感器PZT，其响应于位移的变化而产生电压。然而，同样，实施方式不限于使用压电传感器作为位移传感器104。其它示例性位移传感器包括但不限于电阻式、电感式、电容式、涡流式、超声波式、磁阻式和光学编码器位移传感器。

位移传感器104、第二力传感器202和加速度计120在图7a和图7b中以虚线示出，因为本公开的一些实施方式仅需要力传感器102用于操作，或者需要力传感器102以及位移传感器104、第二力传感器202和加速度计120中的一个或多个。

信号处理链700包括信号调节级702、模数转换级704和滤波级706，以生成一个或多个生理学参数的表示，生理学参数包括但不限于呼吸、射血脉搏、力参数、速度参数、心音和血压。

在信号调节阶段702期间，力传感器102的电阻FSR1通过硬件(处理电路)或通过后处理中的软件被转换成输出电压Vn。

在图8至图10中示出了用于执行这种转换的示例性硬件。参照图8，力传感器102的电阻FSR1形成分压器802的一个尾部，其输出被提供给非反相放大器804的输入，以产生与力传感器102的电阻FSR1成比例的输出电压Vn。在另一实施方式中，参照图9，使用跨阻抗放大器902来对力传感器102的电阻FSR1的变化进行转换，电阻FSR1被配置为放大器902的可变输入阻抗。在另一实施方式中，如图10所示，力传感器102被集成到电流镜1002中，力传感器102的电阻FSR1被配置为电流镜1002的偏置电阻器。

如上所述，第二力传感器202可用于校准由任何固定装置或受检者本身施加到传感器组件200的后(非面向受检者)侧的变化的力。再次参照图7a和图7b，在信号调节702期间实现信号调节电路，以基于第二力传感器202的电阻FSR2进一步偏置力传感器102的电阻。图11至图13各自示出了适合于这种功能的硬件布局的示例。

图11是图9的跨阻抗放大器布置的变型，其中偏置电压V2联接到放大器1102的非反相输入，偏置电压V2由通过第二力传感器202的电阻FSR2的电流吸收负载来改变。

图12示出了图9的布置的另一变型，其包括具有另一级1204的跨阻抗级1202，另一级1204被配置用于向级1202的反相输入中注入与第二力传感器202的电阻FSR2成比例的电流，从而随着电阻FSR2增加而减小输出电压Vn。根据所使用的电源和期望的输出电压Vn的动态范围来设置图11和图12中的DC电压V1以及无源电阻器R1和R2的值。

图13示出了另一变型，其中在跨阻抗级1302的反馈回路中提供第二力传感器202的电阻FSR2。级1302的增益与电阻FSR2成比例，进而与施加到传感器组件200的后表面的压力成比例。同样，根据所使用的电源和期望的输出电压Vn的动态范围来设置电阻R1。

应当理解，上述硬件解决方案中的任何一种都可以可替换地以软件来实现，要么实时地实现，要么在对来自传感器102、104、202中的两个或更多个的信号进行记录之后实现。

还应当理解，除了校准第一传感器102之外，从第一传感器102获得的信号可以用于确定肌肤顺应性，例如用于区分组织(脂肪/肌肉百分比等)。这种测量可用于确定受检者皮肤下的脂肪量。

如上所述，在一些实施方式中，位移传感器104包括被配置用于响应于位移的变化而生成电流的压电传感器。在这种情况下，来自位移传感器104的信号输出的DC偏移和AC电压摆动可能需要被调整或校准。为此，信号调节级702通过实现诸如图14、图15a和图15b所示的处理电路来调节位移传感器104的信号输出。

参照图14，位移传感器104(PZT)使用电流源1402(其可以是数字控制的)来极化，以调整由于位移变化而引起的AC电压摆动。后续的电压放大器1404被提供用于对DC偏移的调整。

图15a示出了用于位移传感器104的信号调节702的示例性实现。与图14一样，将电流注入到位移传感器104中，并且将所产生的高通滤波信号V1提供给电压放大器级1502以调整DC偏移。注意，对放大器级1502的非反相输入的反馈电阻R7和输入阻抗R3进行选择以匹配位移传感器104(PZT)的阻抗。

图15b示出了用于位移传感器104的信号调节电路1502的另一示例性实施方式。参照附图的图15a，除非另有说明，否则相同的附图标记表示相同的部件。该信号调节电路1502基于以下等式利用密勒定理来增加由位移传感器104检测到的输入阻抗(R_IN)：

这通过降低高通截止频率来改善信号调节电路1502的整体低频响应，该高通截止频率被选择用于降低由高通响应引入的可能的相移，即使在感兴趣的最低频率下，也是呼吸信号频带的下限，以帮助与来自力传感器102的信号进行比较。在一些应用中，截止频率被设置为大约0.01-0.05Hz的范围。

为了能够在不需要定制电路的情况下使用不同的位移传感器104，信号调节电路1502可以基于所选位移传感器104的特定电容进行调谐。在引导配置中使用表面安装器件(SMD)电阻器，可以采用较小的电阻值来降低电路1502的成本。作为示例，可以在电路1502中使用100MΩ的电阻器R1、100Ω的电阻器R3和100kΩ的调整器R2，使得当R2被设置为0时，位移传感器104“看到”100MΩ的阻抗R_IN(以便为30nF的位移传感器104电容提供0.05Hz的截止频率)。通过调整R2来增加调整器电阻，可以将R_IN增加到10¹¹Ω。

再次参照图7a和图7b，在信号调节级702期间，生成表示施加到联接器106的力的调节力信号Vn和表示联接器106处的位移速度的调节位移信号Vd。任选地，还可以生成表示联接器106处的加速度的加速度信号Va。然后，使用一个或多个ADC 708通过模数转换(ADC)级704将这些模拟信号分别转换为力F、位移速度V和加速度A的数字表示。在一些实施方式中，可以设置单个ADC 708，调节信号Vn、Vd、Va经由多路复用器(未示出)提供给ADC。在其它实施方式中，可将调节信号Vn、Vd、Va提供给分开的ADC 708，如图7a和图7b中所示。

然后，将数字信号F、V、A提供给数字滤波器级706，该数字滤波器级706被配置用于实现一个或多个滤波器710、712、714、716，以对力F、速度V和(可选的)加速度计信号A进行滤波，以生成表示受检者的生理学参数的一个或多个输出。这些参数特异于测量期间组件100、200所处的活体受检者上的位置。例如，当位于如图3至图5所示的受检者的胸部上的位置时，数字滤波器级706可操作用于提取除呼吸和脉搏心动图以外的与心脏活动有关的数据(例如，心震图、心音等)。在组件100、200位于手腕上的情况下，数字滤波器级706可能仅能够提取与呼吸和血液脉搏有关的数据。

通过使用低通滤波器710对力信号F进行低通滤波来提取来自受检者的呼吸信号720。低通滤波器710可以例如具有大约0.5Hz的低通阈值。

通过用带通滤波器712对力信号F进行带通滤波，根据力信号生成脉冲信号。带通滤波器可以例如具有在大约0.5Hz与大约8Hz之间的通带。

通过用另一个带通滤波器714对信号F、V进行带通滤波，分别从力F和速度信号V中的每一个提取特异于正被监测的活体受检者的器官的力和速度参数。例如，对于心脏的力和速度参数，带通滤波器714可以具有在大约8Hz和大约40Hz之间的通带。

使用具有约20Hz、约30Hz、约40Hz或约50Hz的下限阈值与约150Hz、约200Hz、约250Hz或约300Hz的上限阈值组合的带通滤波器716，也能够从力F和速度信号V中提取身体声音。在一些实施方式中，带通滤波器716可以具有在大约40Hz和大约300Hz之间的通带。取决于传感器组件100、200的位置，身体声音可以包括下列一个或多个：心音(例如，加速的血流、瓣膜移动)、肠音(例如，气体位移)、呼吸、打鼾、吞咽和胎音(包括胎儿移动、胎儿心音、胎儿呼吸、胎儿气体位移等)、气道(例如气管)周围的肌肉收缩。

还可以通过监测颈部区域发出的声音变化来监测气道的大小减小。例如，颈部的喘鸣或较高音调的声音或振动可以指示呼吸功能不全(呼吸部分减少)、呼吸暂停或哮喘以及其他肺部和呼吸系统疾病。如下文参照图23所讨论的，还可以从接收自加速计120的信号中提取身体声音。可以基于力F、速度V和加速度信号A中的两个或更多个的组合来生成身体声音。

所提取的身体声音可以被输出到一个或多个扬声器或头戴式受话器以被临床医生听到。因此，传感器组件100、200可用作数字听诊器，提供身体声音的高分辨率数字表示。这种提取的身体声音可以在频率上进行调制和/或移位，以便更容易被人耳听到。例如，可以在频率上将所提取的身体声音移位到人类听觉范围的中心。

注意，数字滤波器级706的各种滤波器710、712、714、716仅被提供作为可被实现为从力F和速度信号V中提取信息的滤波器的示例。根据要提取的生理学参数和组件100、200在受检者身上的位置，可以将滤波器710、712、714、716、718中的一个或多个省略，或者增加其他滤波器。

在受检者的不同位置处提供多个传感器组件的情况下，可按照与上文参照图7a和图7b所描述的类似方式对由这些组件生成的每个力、速度和加速计信号进行滤波。例如，如图16所示，其中相同的参考数字表示相同的部分，可以由N个传感器组件1602、1604向数字滤波器级1606分别提供数字力F1-FN、速度V1-VN和加速度信号A1-AN。为简单起见，传感器组件1602、1604包括用于生成力、速度和加速度信号的信号调节和A/D转换电路。

除了对来自传感器组件1602、1604中的一个或多个的单独的力和速度信号进行滤波之外，数字滤波器组1606还被配置用于在滤波之前或之后将来自传感器组件1602、1604中的两个或多个的力和/或速度信号进行组合。例如，滤波器组1606可以包括带通滤波器和组合模块1608，组合模块1608被配置用于组合来自位于受检者上不同位置的两个传感器组件1602、1604的力信号F1、FN，以生成血压信号1610。可以在组合之前对信号F1、FN进行带通滤波，或者可以对信号进行组合并且将带通滤波器应用于组合的信号以生成血压信号1610。

在不脱离本公开的范围的情况下，滤波器组1606被配置用于以任何方式在滤波之前或之后对接收的信号的任何组合进行组合。

考虑到上述内容，图17至图25图示了由固定在人类受检者各个位置处的示例性传感器组件100、200提取的各种信号。

图17图示了提取到的力信号1702，该力信号1702是从位于受检者300的胸骨上并在剑突处由皮带304固定的图3的传感器组件300获取的。还示出了同步测得的相应的ECG信号1704，以便进行比较。可以看出，可以在力信号1702中识别各种心脏参数，包括但不限于P波分量1706、QRS复合波1708和T波分量1710。因此，传感器组件300可用于诊断诸如心律失常(例如，心房颤动)的疾病。还可以从该力信号1702中提取其他的参数，包括：心动周期每个阶段的持续时间，心脏瓣膜打开时间1712和关闭时间1714，心脏收缩力水平，每搏输出量，心输出量和脉搏传导时间。

图18图示了提取到的力信号1802，该力信号1802是从类似于图3所示的在剑突处或剑突附近的类似位置使用粘合片代替皮带304的传感器组件获取的。还示出了同步测得的相应的ECG信号1804，以便进行比较。可以看出，类似于图17，力信号1802提供了与ECG信号1804的心脏指征相对应的各种心脏指征。

图19图示了组合信号1902，其是由图4所示的传感器组件402的力传感器产生的力信号的总和，其中传感器组件402中的一个放置在胸骨上切迹处或附近的上胸部上，传感器组件402中的另一个放置在心尖处或附近的下胸部上。还提供了相应的ECG信号1904以供参考。可以看出，所得到的组合信号1902表示对通过心脏的中心动脉压的预估，从中可以预估各种参数，包括峰值反射波P1和喷射波P2。因此，应当理解，使用本文所述的传感器组件对力和/或速度的差分测量使得能够确定受检者各个部分之间的血压梯度，而不仅仅是中心动脉压。例如，可以对在胸骨上切迹和股动脉(或锁骨下动脉或其他外周动脉)处使用两个或更多个传感器组件对力和/或速度的测量结果进行比较以确定外周血压。

图20图示了从传感器组件100的力传感器102(FSR)生成的力信号2002，以及从如图3所示位于剑突处或附近的传感器组件100的位移传感器104(PZT)生成的位移速度信号的积分信号2004。该图示出了速度信号的积分2004与力信号2002的实质相似性，速度是力位移的一阶导数。因此，可以看出，力信号2002可以用于在操作传感器之前或者监测期间实时地校准速度信号2004，以解决传感器漂移，特别是当使用压电传感器时。从图20中还可以看出，p波在力信号2002和积分信号2004中都是可见的，在图中由相应的圆圈2006、2008突出显示。此外，在信号2002、2004中也可以看到降中波切迹，在图20中各自用大箭头2010、2012突出显示。

图21图示了由传感器组件602的力传感器(FSR)生成的力信号2102和由如图6所示位于受检者300的手腕604上桡动脉处或附近的传感器组件602的位移传感器(PZT)生成的位移速度信号2104。还示出了相应的ECG信号2106，以便进行比较。每个图中的圆圈突出显示在每个信号2102、2104、2106中可见的测量的p波。大箭头标识力信号2102和速度信号2104中的每一个中的降中波切迹。从图20可以看出，p波在从手腕604处测得的力信号2102和速度信号2104接收的信号中是可见的。

图22图示了通过低通滤波(例如使用上文参照图7a和图7b描述的低通滤波器710)从相应的力信号2106和ECG信号2108提取呼吸信号2102、2104。

如上所述，传感器组件100、200可以设置有被配置用于测量传感器组件100、200的加速度的一个或多个加速计。图23图示了从加速度计120获得的加速度计信号2302和从如图3所示位于剑突处或附近的传感器组件100的力传感器102获得的力信号2304。为了比较，还示出了记录的心音2306、光电血管容积图(PPG)2308和ECG 2310信号。从该图中可以看出，在加速度计120处接收的信号2302具有与具有类似特征的记录的心音信号2306类似的特性。因此，可以看出，加速度计2302能够用于生成表示身体声音的声音信号，如上面参照图7a和图7b所描述的。

图24图示了从图1a的传感器组件100提取的原始数据。在图24中，提供ECG信号2402作为参考，迹线2404示出了由位移传感器104记录的五个呼吸周期，迹线2406示出了由力传感器102记录的五个呼吸周期。

类似于图23，图25图示了从图1a的传感器组件100中提取的声音和心震图的数据。在图25中，迹线2502表示在已经从信号中滤除呼吸人为影响之后来自力传感器102的原始数据，迹线2504表示在去除呼吸人为影响之后来自位移传感器104的原始数据迹线2506是使用图7a和图7b的信号调节电路从位移传感器104提取的心震图。迹线2508是从位移传感器104提取的声图。迹线2510是为比较目的而提供的ECG信号。因此可以看出，通过适当的信号调节，可以从位移传感器104中提取表示身体声音的信号，并在无需ECG设备的情况下提供心震图。因此，穿戴传感器组件100、200的受检者能够在进行活动的同时被监测，并且无需等待活动完成，就可以将ECG设备附接到受检者的身体。

图26和图27分别是传感器组件2300的截面图和平面图，该传感器组件2300包括至少部分地封装在柔性载体层2304中的柔性传感器2302。与图1a的组件100的力传感器102类似，力传感器2302可以是FSR，其阻抗随着柔性传感器2302的挠曲或弯曲而改变。柔性载体层2304能够弯曲，从而使传感器2302能够顺应应用该传感器2302的受检者的表面的曲率。

柔性载体层2304优选由虽然是柔性的，但基本上不能在与该层2304可顺应的受检者的表面垂直的方向上拉伸的材料制成。因此，载体层2304的弯曲以及因此柔性传感器2302的弯曲导致柔性传感器2302(当是FSR时)的电阻变化，或者导致柔性传感器2302的特性变化。传感器组件2300还包括用于将传感器组件2300相对于受检者保持就位的固定装置2306。例如，固定装置2306是用于将传感器组件2300附接于载体(例如受检者所穿着的衣物)的锚固点。衣物可以是衬衫、皮带、腰带、背心等。同样地，传感器组件2300能够在没有固定装置2306的情况下穿戴在衣物的口袋中。以上关于传感器组件100、200描述的调节或信号处理模块或电路中的任一个同样能够用于调节或生成来自柔性传感器2302的信号。

在使用中，传感器组件2300被定位在受检者2500表面上的固定位置处，该表面具有随时间变化的曲率半径。例如，如图28所示，传感器组件2300固定于受检者2500的胸部。呼吸期间胸廓的扩张引起柔性传感器2302弯曲，从而改变柔性传感器2302的特性(电阻或其他)。

图29图示了集成于如图28所示的受检者2500所穿的衬衫接缝中的传感器组件2300的柔性传感器2302生成的清晰的周期性呼吸信号。

图30示出了传感器组件2700的示意性截面图，传感器组件2700是传感器组件2300的变型，其中，参照图26和图27，除非另有说明，否则相同的附图标记表示相同的部件。传感器组件2700还包括被配置用于生成表示传感器2702的速度或位移速度的速度信号的柔性位移传感器2702。位移传感器2702联接到柔性载体层2304的后表面。位移传感器2702任选地至少部分地封装在附加的柔性载体层2704中。在实施方式中，位移传感器2702是压电传感器。

图31示出了传感器组件2800的示意性截面图，传感器组件2800是传感器组件2700的变型，其中，参照图30，除非另有说明，否则相同的附图标记表示相同的部件。与图1b所示的组件200的力传感器202类似，传感器组件2800另外包括安装在位移传感器2702上的第二力传感器2802。任选地，第二力传感器2802至少部分地封装在与传感器组件2700的柔性载体层2304类似的柔性载体层2704中。与力传感器202类似，力传感器2802随着施加到组件2800的外部压力而改变电阻。因此，可以对这种外部施加的力(以及相关联的人为影响)进行考虑，并且相应地校准柔性传感器2302。

传感器组件2700、2800的操作类似于相应的传感器组件100、200的操作，因此这里将不再详细描述。

图32和图33示出了传感器组件100、200可用于测量脉搏传导时间(PTT)和PTT随受检者血压增加的变化。

将传感器组件100、200放置在健康受检者的胸壁上和该受检者的右髂总动脉上。迹线3202表示在髂嵴处由位移传感器104检测到的去除呼吸人为影响之后的脉搏速度，迹线3204表示在受检者的心尖附近受检者的胸壁处由位移传感器104检测到的去除呼吸人为影响之后的脉搏速度。

在图32中，迹线3202和迹线3204是在受检者进行锻炼，更具体地说是做俯卧撑之前测量的。值得注意的是，在受检者进行锻炼之前，基于健康受检者123/68的静息血压，髂尖滞后(iliac-apex lag)约为146ms。图33显示运动后PTT迟滞显著降低，受检者的血压增加到144/79。运动后，髂尖滞后减少至约59ms。这表明传感器组件100、200能够用于在传感器组件100、200附着于受检者时检测PTT。

图34～图36示出了传感器组件100、200用于测量心脏活动的用途，更具体地，用于测量健康受检者运动期间的心脏每搏输出量。图34示出了健康受检者休息时的各种参数。图3示出了受检者以第一低速率进行举重的那些参数，图36示出了受检者以第二高速率进行举重的相同参数。

在该测试中，传感器组件100、200附接于受检者的胸壁。然后要求受检者以两种不同的速度举起重物，以达到两种不同的努力水平。在这些图中，迹线3402表示由传感器组件100、200的力传感器102测得的低频用力心动图(force cardiogram，FCG)。迹线3404表示由传感器组件100、200的力传感器102测得的高频FCG。迹线3406表示由传感器组件100、200的位移传感器104测得的呼吸努力。轨迹3408表示标准的ECG，提供用于比较的目的。

结果清楚地表明，低频和高频FCG的振幅一致增加，这与受检者心脏的努力水平成比例。特别地，相对于运动之前测得的FCG的值，低频FCG的振幅在低速举重时加倍，在以较高速举重时为三倍。相反，已知与由位移传感器104提取的心震图高度相关的高频FCG在低速举重时增加了大约1.5倍，在以较高速举重时几乎增加一倍。这些结果表明，两种FCG分量携带不同的心脏力学信息，低频FCG比高频FCG与每搏输出量更相关。

本文所述的传感器组件中的一个或多个可以以任何组合集成于医疗装置中，用于在各种情况下对受检者进行原位监测。例如，传感器组件能够安装在被配置用于监测受检者的一个或多个生理学参数(诸如上述生理学参数中的任意一个)的床垫、座位或椅子之中或其上。此外，传感器组件可以被配置用于检测和监测受检者相对于床或床垫上的传感器组件的移动和位置。这种监测在预防褥疮(其中传感器组件集成于床垫等之中)方面可能是有利的。

应当理解，本公开的实施方式可用于诊断和监测多种人类和动物疾病和症状，其中这些疾病和症状可通过测量皮肤的力、位移和/或加速度来进行诊断和监测。心脏症状和疾病的非限制性实例包括：功能性杂音、硬化、高血压、心绞痛、心肌梗死、室壁瘤、二尖瓣脱垂(MVP)、孤立性咔嗒音和杂音、二尖瓣反流、二尖瓣狭窄(MS)、三尖瓣反流(TR)、二尖瓣反流、主动脉瓣反流、主动脉瓣狭窄、肥厚型梗阻性心肌病、心肌病、心包炎、肺动脉高压、房间隔缺损、室间隔缺损、动脉导管未闭、肺动脉狭窄、主动脉缩窄、法洛四联症、冠心病、心力衰竭、收缩性心力衰竭、舒张性心力衰竭、肺栓塞、肺心病等。

也可以对肺部疾病和肺部症状进行诊断，包括肺淤血。本公开的实施方式还可用于诊断和监测睡眠障碍诸如睡眠呼吸暂停，例如通过将本文所述的一个或多个传感器组件放置在气管处或气管附近或者受检者颈部周围的其他位置。传感器组件可以被配置用于监测打鼾、吞咽、气道(例如气管)周围的肌肉收缩、气道中的大小减小，任选地除了呼吸之外。

可以通过将本文所述的一个或多个传感器组件放置在要监测的动脉处或附近的皮肤上来对动脉和/或静脉症状(钙化、塌陷等)进行诊断和监测。例如，在一些实施方式中，可以将传感器组件在相应的左动脉和右动脉处进行双侧放置，并且可以在左动脉和右动脉之间进行比较，以确定动脉中的一个或另一个(或两者)的症状。

在上述任一实施方式中，传感器组件可集成于可穿戴装置中以供短期或长期使用，并且对力、速度和/或加速度测量结果进行采集和存储，以便可以随着时间的推移对症状和疾病进行监测。

本文所述的传感器组件还可用于监测妊娠期间的子宫收缩。怀孕的受检者可以在靠近子宫的皮肤上的位置处穿戴一个或多个传感器组件，收缩引起皮肤的力位移，并从传感器组件的力传感器和位移传感器以及任选的加速度计得到相应的信号。

本文所述的传感器组件不仅可用于测量、诊断和监测人类或动物受检者，还可用于监测这些受检者中的胎儿活动。例如，以与上文参照人类或动物受检者本身所描述的方式类似的方式，可以将一个或多个传感器组件(例如传感器组件100、200)放置在腹部周围的位置，以监测动物或人类受检者的子宫中胎儿的移动、呼吸和心脏信号。

在本文所述的实施方式中，特别是参照图3至图5，传感器组件被固定到躯干的前部。例如，图4示出了传感器组件定位在正面听诊位置。应当理解，在不脱离本公开的范围的情况下，一个或多个传感器组件可以固定于动物或人类受检者的躯干的背部，例如躯干背部上的标准听诊位置。

特别是受益于本公开的本领域普通技术人员应当理解，本文(特别是结合附图)所描述的各种操作可以通过其他电路或其他硬件组件来实现。可以改变执行给定方法中每个操作的顺序，并且可以对本文示出的系统的各种要素进行添加、重新排序、组合、省略、修改等。本公开旨在包括所有这些修改和变化，因此，上述描述应当被认为是说明性的而不是限制性的。

类似地，尽管本公开参考了具体实施方式，但是在不脱离本公开的范围和覆盖的情况下，可以对这些实施方式进行特定的修改和改变。此外，本文关于特定实施方式所描述的任何益处、优点或问题的解决方案并不旨在被解释为关键的、必需的或必要的特征或要素。

同样，受益于本公开内容，其它实施方式对于本领域的普通技术人员将是显而易见的，并且这样的实施方式应当被认为包含在本文中。

对于许多应用，可以在DSP(数字信号处理器)、ASIC(专用集成电路)或FPGA(现场可编程门阵列)上对实施方式进行实现。因此，代码可以包括常规程序代码或微代码，或者例如用于设置或控制ASIC或FPGA的代码。代码还可以包括用于动态配置可重配置的设备诸如可重编程逻辑门阵列的代码。类似地，代码可以包括用于硬件描述语言诸如Verilog TM或VHDL(超高速集成电路硬件描述语言)的代码。如本领域技术人员将理解的，代码可以分布在彼此通信的多个联接组件之间。在适当的情况下，还可以使用在现场可(再)编程模拟阵列或类似设备上运行的代码来实现实施方式，以便配置模拟硬件。

注意，如这里所使用的，术语“模块”将用于表示功能单元或块，该功能单元或块可以至少部分地由专用硬件组件诸如定制电路来实现，和/或至少部分地由一个或多个软件处理器或在合适的通用处理器上运行的适当代码等来实现。模块本身可以包括其他模块或功能单元。模块可以由多个组件或子模块来提供，这些组件或子模块不需要位于同一位置，并且可以设置在不同的集成电路上和/或在不同的处理器上运行。

本领域技术人员应当理解，在不脱离本公开的广义范围的情况下，可以对上述实施方式进行多种变化和/或修改。因此，本实施方式在所有方面都被认为是说明性的而非限制性的。

Claims

1.一种用于感测受检者生理学参数的设备，所述设备包括：

力传感器，其被配置用于生成表示所述受检者的器官的力位移的第一信号；

与所述力传感器相关联的位移传感器，所述位移传感器被配置用于生成表示所述受试者的所述器官的位移速度的第二信号；以及

布置在所述力传感器和所述位移传感器其中之一上的联接器，所述联接器被配置用于将所述力传感器和所述位移传感器与所述器官机械联接。

2.根据权利要求1所述的设备，其中所述力传感器包括第一力感测电阻器(FSR)。

3.根据权利要求1或2所述的设备，其中所述位移传感器包括压电传感器。

4.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其中所述联接器具有比所述力传感器的最大平坦表面面积小的最大平坦表面面积。

5.根据权利要求4所述的设备，其中所述联接器的所述最大平坦表面面积接近所述位移传感器的最大平坦表面面积。

6.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其中所述力传感器安装于所述位移传感器。

7.根据权利要求6所述的设备，其中所述力传感器包括联接到所述联接器的操作性后表面的操作性前表面以及联接到所述位移传感器的操作性前表面的操作性后表面。

8.根据权利要求1～4中任一项所述的设备，其中所述力传感器和所述位移传感器各自具有联接到所述联接器的操作性后表面的操作性前表面。

9.根据权利要求8所述的设备，其中所述力传感器和所述位移传感器同心地布置在所述联接器的所述操作性后表面上。

10.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其中所述联接器包括被配置用于接触所述器官的操作性前表面，其中所述操作性前表面是圆顶形、蘑菇形、圆锥形以及金字塔形中的一种。

11.根据权利要求1～9中任一项所述的设备，其中所述联接器是柱形或长方体。

12.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其中所述联接器包括刚性塑料材料和导电材料中的至少一种。

13.根据权利要求12所述的设备，其中所述刚性塑料材料包括丙烯酸树脂。

14.根据前述权利要求中任一项所述的设备，还包括被配置用于测量施加到所述设备的操作性后表面的力的第二力传感器。

15.根据权利要求13所述的设备，其中所述第二力传感器是力感测电阻器(FSR)。

16.根据权利要求14或15所述的设备，其中所述第二力传感器联接到所述位移传感器的操作性后表面。

17.根据前述权利要求中任一项所述的设备，还包括被配置用于将所述设备固定于所述受检者的所述器官的固定装置。

18.根据权利要求17所述的设备，其中所述固定装置包括以下之中至少一种：

a)带构件；

b)皮带；

c)粘合片。

19.根据前述权利要求中任一项所述的设备，还可以包括被配置用于基于所述第一信号和所述第二信号来确定所述生理学参数的至少一个处理器。

20.根据权利要求19所述的设备，其中所述至少一个处理器被配置用于基于所述第一信号校准从所述位移传感器接收的所述第二信号。

21.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其中生理学参数包括以下之中至少一个：心功能参数，血压，子宫收缩，胎儿活动，呼吸，所述受检者的心脏瓣膜打开时间，所述受检者的心脏瓣膜关闭时间，所述受检者的心脏收缩力水平，所述受检者的心脏每搏输出量，心输出量，以及血流脉搏传导时间。

22.根据权利要求21所述的设备，其中所述生理学参数是血压，要测量的参数包括中心动脉压和外周血压中的至少一个。

23.一种测量受检者生理学参数的方法，所述方法包括：

从第一力传感器接收第一信号，所述第一力传感器在所述受检者上第一位置处机械联接到皮肤；

从第二力传感器接收第二信号，所述第二力传感器在所述受检者上第二位置处机械联接到皮肤；以及

基于对所述第一信号和所述第二信号的比较来确定所述生理学参数。

24.根据权利要求23所述的方法，其中所述比较包括所述第一信号与所述第二信号之间的差。

25.根据权利要求23或24所述的方法，其中所述第一力传感器和所述第二力传感器中的一个或多个是力感测电阻器(FSR)。

26.根据权利要求23～25中任一项所述的方法，其中所述生理学参数包括血压、子宫收缩和胎儿活动中的至少一个。

27.根据权利要求26所述的方法，其中所述生理学参数是血压，其中所述方法包括测量中心动脉压和外周血压中的至少一个。

28.根据权利要求27所述的方法，其中所述第一位置在所述受检者的上胸部，所述第二位置在所述受检者的下胸部，要测量的所述生理学参数是中心动脉压。

29.根据权利要求27所述的方法，其中所述第一位置在所述受检者的胸部，所述第二位置接近所述受检者的股动脉和锁骨下动脉中的一个，要测量的所述生理学参数是外周血压。

30.根据权利要求23～29中任一项所述的方法，进一步包括：

从第三力传感器接收第三信号，所述第三力传感器在与所述第一位置和所述第二位置分开的第三位置处机械联接到皮肤；以及

基于对所述第一信号、所述第二信号和所述第三信号的比较来确定所述生理学参数。

31.根据权利要求30所述的方法，其中所述第三力传感器是FSR。

32.根据权利要求23～31中任一项所述的方法，进一步包括：

将所述第一传感器和所述第二传感器中的一个或多个机械联接到所述受检者的皮肤。

33.一种用于测量受检者生理学参数的系统，所述系统包括：

第一力传感器，其被配置用于生成表示所述受检者皮肤上第一位置处的力位移的第一信号；

第二力传感器，其被配置用于生成表示所述受检者皮肤上第二位置处的力位移的第二信号；以及

至少一个处理器，其被配置用于基于对所述第一信号与所述第二信号之间的比较来确定所述受检者的所述生理学参数。

34.根据权利要求33所述的系统，其中所述比较包括所述第一信号与所述第二信号之间的差。

35.根据权利要求33或34所述的系统，其中所述第一力传感器和所述第二力传感器中的至少一个是力感测电阻器(FSR)。

36.根据权利要求33～35中任一项所述的系统，其中所述生理学参数包括血压、子宫收缩和胎儿活动中的至少一个。

37.根据权利要求36所述的系统，其中所述生理学参数是血压，要测量的参数是中心动脉压和外周血压中的一个。

38.根据权利要求37所述的系统，其中所述第一位置在所述受检者的上胸部，所述第二位置在所述受检者的下胸部，要测量的所述生理学参数是中心动脉压。

39.根据权利要求37所述的系统，其中所述第一位置在所述受检者的胸部，所述第二位置接近所述受检者的股动脉和锁骨下动脉中的一个，要测量的所述生理学参数是外周血压。

40.根据权利要求33～39中任一项所述的系统，进一步包括：

第三力传感器，其被配置用于生成表示在与所述第一位置和所述第二位置分开的所述受检者皮肤上的第三位置处的力位移的第一信号，基于对所述第一信号、所述第二信号和所述第三信号的比较来确定所述生理学参数。

41.根据权利要求40所述的系统，其中所述第三力传感器是FSR。

42.根据权利要求33～41中任一项所述的系统，其中所述第一力传感器和所述第二力传感器中的一个或多个是权利要求1～22中任一项所述设备中的所述第一力传感器。

43.一种用于感测受检者的至少一个参数的设备，所述设备包括：

柔性传感器构件，其具有随弯曲而变化的阻抗；以及

柔性载体，其包围着柔性传感器构件并被配置用于将所述柔性传感器构件的接触表面保持接近所述受检者的表面，使得所述受检者的所述表面的形状变化引起所述柔性传感器弯曲。

44.根据权利要求43所述的设备，其中所述柔性传感器构件包括力感测电阻器(FSR)。

45.根据权利要求43或44所述的设备，其中所述载体是织物载体和弹性载体中的至少一种。

46.根据权利要求43～45中任一项所述的设备，其中所述载体包括带构件和粘合片中的至少一种。

47.根据权利要求43～45中任一项所述的设备，其中所述载体包括由受检者穿着的衣物。

48.根据权利要求47所述的设备，其中所述衣物包括衬衫、背心、夹克和外套中的至少一种。

49.根据权利要求43～48中任一项所述的设备，其中所述受检者的表面是所述受检者胸部的皮肤，所述柔性载体被配置用于将所述接触表面保持接近所述皮肤，使得由于呼吸引起的胸部膨胀和收缩引起所述柔性传感器弯曲。

50.根据权利要求43～49中任一项所述的设备，进一步包括至少一个处理器，其被配置用于基于所述柔性传感器构件的阻抗生成所述至少一个参数。

51.根据权利要求43～50所述的设备，其中所述至少一个参数是呼吸。

52.一种感测受检者至少一个参数的方法，所述方法包括：

将柔性传感器定位在接近受检者器官的第一位置处；以及

基于柔性传感器构件的阻抗来确定所述至少一个参数。