CN117616259A - 生理参数感测系统和方法 - Google Patents

Abstract

种用于感测受试者的生理参数的设备，该设备包括：具有力感测表面的力传感器，其中力传感器被配置为产生表示受试者的器官的力位移的第一信号；与力传感器相关联的位移传感器，位移传感器具有位移感测表面，其中位移传感器被配置为生成表示受试者的器官的位移速度的第二信号；以及耦合器，耦合器布置在力传感器和位移传感器之一上，耦合器被配置为将力传感器和位移传感器与器官机械地耦合；并且其中位移感测表面在尺寸上相对于力感测表面是一致的或更小的。

Description

生理参数感测系统和方法

技术领域

本发明总体上涉及信号的感测，更具体地，涉及用于感测与受试者的至少一个生理参数相关的信号的传感器组件。

背景技术

在医学领域中，通过使用传感器对生理参数进行无创患者或受试者监测是重要的。已经开发了具有耦合的不同传感器的设备来获得多个信号或数据，同时完成对受试者的一些生理特征的监测。虽然已经开发了具有耦合的不同传感器的这些装置，但是不同传感器的特定组合需要考虑预期目的，与原始预期目的相比，可能不同或不适合于不同类型的生理监测。例如，当最初的预期目的是确定受试者的脉搏和血液中的氧饱和度时，脉搏血氧计传感器将能够感测脉搏率并且测量血液的氧水平。然而，将从读数中省略血压信息，因为它超出了预期的目的，这限制了设备中需要传感器的组合。

总是需要优化特定传感器的特定耦合，其对于感测与目标器官和/或生理参数有关的相关信号是最佳的。对于具有至少一个耦合在一起的力感测电阻器和压电传感器的能够连续和无创监测机械生理事件(诸如受试者循环中血液的体积变化，血液中的血压和氧饱和度)的设备存在真正的需求。还需要提高感测生理参数的灵敏度和准确度，因为对不规则信号的有效检测对于早期诊断和治疗是至关重要的。此外，通过优化传感器的构造以便改善与受试者的接触，还将允许获得更好的信号。

虽然存在多种传感器和系统来测量放置在体积周围时的信号，特别是测量和监视活体受试者的生理参数，但是连续和可靠地提供表示被测量参数的有用输出信号仍然是一个挑战。此外，在活体受试者能够舒适地容纳测量参数的传感器/系统的同时这样做也是具有挑战性的，特别是在受试者需要长时间佩戴传感器/系统的情况下。

包括在本说明书中的对文献、行为、材料、装置、制品等的任何讨论不应被视为承认任何或所有这些内容形成现有技术基础的一部分，或者并非因为其在每个所附权利要求的优先权日之前存在就属于本公开相关的领域中的公知常识。

发明内容

要解决的问题

提供一种力传感器可能是有利的，力传感器最初可以相对于诸如橡皮囊袖带之类的黄金标准血压测量装置或诸如Biopac之类的手指装置进行校准。该步骤将允许获得对传感器的力的测量的持续校准值，并因此获得血压的持续测量。

以下可以是有利的，包括力传感器和光学传感器和/或位移传感器以提供与受试者循环中血液的体积变化相关的附加信号。具有附加信号将使关于受试者的生理状况更精确。

该设备具有力感测电阻器(FSR)以及诸如位移传感器之类的压电传感器可以是有利的。一起具有不同种类的传感器进一步提供关于受试者的生理参数的关键信息。

操作压电传感器来检测体音是有利的，体音也可以有利地用于通过由器官的正常功能产生的声音来监测受试者的健康，例如但不限于肺(用于呼吸声音)和心脏(用于监测心跳声音)，并确定所听到的声音是否不规则。

使用具有小于力传感器的最大平面面积的最大平面面积的耦合器可以是有利的。这种平面构造的优点将允许机械耦合到耦合器的力传感器和位移传感器将确保力从受试者机械传递到每个传感器。另一个优点是，利用机械地耦合到耦合器的力和位移传感器以及机械地耦合到受试者表面的耦合器，传感器组件被配置为产生同时的力位移和位移速度信号。这些信号又用于实现对机械生理事件的连续和无创监测。

有利的是，将力传感器和位移传感器同心地布置在耦合器的可操作后表面上，使得位移传感器可以有效地感测由受试者的器官产生的体音。

本发明的目的是克服或改善现有技术的至少一个缺点，或提供有用的替代方案。

用于解决问题的手段

根据本发明的第一方面，提供了一种用于感测受试者的生理参数的设备，所述设备包括：具有力感测表面的力传感器，其中力传感器被配置为产生表示受试者的器官的力位移的第一信号；与力传感器相关联的位移传感器，位移传感器具有位移感测表面，其中位移传感器被配置为生成表示受试者的器官的位移速度的第二信号；以及耦合器，耦合器布置在力传感器和位移传感器之一上，耦合器被配置为将力传感器和位移传感器与器官机械地耦合；并且其中位移感测表面在尺寸上相对于力感测表面是一致的或更小的。

优选地，力传感器最初可以相对于诸如橡皮囊袖带之类的黄金标准血压测量装置或诸如Biopac之类的手指装置进行校准。该步骤将允许获得对传感器的力的测量的持续校准值，并因此获得血压的持续测量。

优选地，该设备可以包括力传感器和光学传感器，后者用于代替位移传感器或与位移传感器一起提供与受试者循环中血液的体积变化相关的附加信号。

优选地，第一力传感器可以测量患者胸部上的信号，第二力传感器可以在用户的手指或手腕上。第二力传感器也可以在上胸部上，例如胸骨上切迹处。

优选地，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。操作位移传感器可以允许检测体音。

优选地，耦合器可以具有小于力传感器的最大平面面积的最大平面面积。此外，耦合器的最大平面面积可以近似于位移传感器的最大平面面积。

优选地，力传感器可以安装到位移传感器。

优选地，力传感器可以包括耦合到耦合器的可操作后表面的可操作前表面以及耦合到位移传感器的可操作前表面的可操作后表面。

优选地，力传感器和位移传感器可以各自具有耦合到耦合器的可操作后表面的可操作前表面。力传感器和位移传感器可以同心地布置在耦合器的操作后表面上。位移传感器可以被配置为使得第二信号表示由受试者的器官产生的体音。

优选地，该装置还可以包括至少一个光学传感器，该光学传感器被配置为产生表示受试者循环中血液的体积变化的第三信号。在这样的实施例中，至少一个光学传感器可以被配置为与力传感器、位移传感器和耦合器分开地步置在受试者上。可替换地，至少一个光学传感器可以相对于(包括邻近于)力传感器固定。

优选地，耦合器可以被成形为至少部分地围绕光学传感器，使得耦合器与光学传感器机械地分离。

优选地，该设备可以包括多个光学传感器，多个光学传感器可以一起操作以产生表示血氧饱和度水平的第四信号。

优选地，耦合器可以被配置为导电电极，该导电电极电耦合到处理电路，该处理电路被配置为当耦合器被布置为抵靠受试者时测量生物电势。在这样的实施例中，处理电路可以被配置为测量受试者的心电图(ECG)，并且生成表示ECG的第四信号。

优选地，耦合器可以包括温度传感器，并且电耦合到处理电路，该处理电路被配置为响应于耦合器被布置为抵靠受试者来测量温度。

优选地，环形导电电极可以被配置为围绕该设备。环形导电电极电耦合到处理电路，该处理电路被配置为当耦合器被布置为抵靠受试者时测量生物电势。在这样的实施例中，处理电路可以被配置为测量受试者的心电图(ECG)，并且生成表示ECG的第四信号。

优选地，该设备可以包括被配置为环形环的第一导电电极，环形环电耦合到处理电路，处理电路配置为当环形环被布置为抵靠受试者时测量生物电势。

优选地，该装置可以包括第二导电电极，第二导电电极被布置为与第一导电电极隔开并且与第一导电电极隔离，以允许布置为抵靠受试者的另一部分，第二导电电极耦合到处理电路，以允许在第一导电电极和第二导电电极被布置为抵靠受试者时测量另外的生物电势。

优选地，该设备可以包括第三导电电极，第三导电电极被布置为与第一和第二导电电极间隔开并且与第一和第二导电电极隔离，以允许布置为抵靠受试者的另一部分，第三导电电极耦合到处理电路，以允许当第一、第二和第三导电电极被布置为抵靠受试者时测量另外的生物电势。第三导电电极相对于第一电极和第二电极是可移动的。

优选地，处理电路可以被配置为响应于被布置为抵靠受试者的任何导电电极来测量受试者的心电图(ECG)，并且被配置为生成表示ECG的第四信号。

优选地，在第二和第三ECG电极结合在该设备中的情况下，这可以与第一电极隔离并且被布置成允许受试者的手在握住第二电极的同时完成ECG电路，或者被布置在第二传感器上，该第二传感器被附着到受试者并且连接到处理电路。

优选地，耦合器可包括被配置为接触器官的前表面。前表面可以是圆顶形或蘑菇形或圆锥形或金字塔形。替代地，耦合器可以是圆柱形或长方体。耦合器可以包括刚性塑料材料(例如，丙烯酸树脂)和导电材料中的至少一种。

优选地，该设备还可包括第二力传感器，第二力传感器被配置为测量施加到该设备的可操作后表面的力。第二力传感器可以被校准为生产中的已知力，允许来自第一力传感器的信号被量化，产生血压的估计。第二力传感器可以是力感测电阻器(FSR)。第二力传感器可以耦合到位移传感器的可操作后表面。

优选地，该设备还可以包括固定装置，固定装置被配置为将该设备固定到受试者的器官。固定装置可以包括以下各项中的至少一项：a)条带；b)皮带；c)粘合贴片。

优选地，该设备还可以包括至少一个处理器，至少一个处理器被配置为基于第一信号和第二信号确定生理参数。至少一个处理器可以被配置为基于第一信号校准从位移传感器接收的第二信号。

优选地，生理参数可以包括以下参数中的至少一者：心脏参数，例如心脏搏动；血压，例如中心血压或外周血压；子宫收缩；胎儿活动；呼吸；体音，例如心音；受试者的心脏瓣膜的打开时间；受试者的心脏瓣膜的闭合时间；受试者的心脏的收缩性水平；血管的弹性；受试者的心脏的每搏输出量；心输出量；以及血液脉搏传导时间。优选地，该设备还包括第一形态传感器，第一形态传感器被配置为生成表示胸容积变化的呼吸信号，并且其中形态传感器与传感器通信。优选地，该设备还包括第二形态传感器，第二形态传感器被配置为检测生理信号以允许标识受试者。优选地，第一形态传感器或第二形态传感器包括用于检测受试者的位置和运动的加速度计。

在另一方面，提供了一种用于增强由传感器组件产生的信号的信噪比的方法，该组件包括力传感器和位移传感器，该方法包括：将位移传感器布置在受试者上的位置处，位移传感器被配置为生成表示位移的第一信号；将力传感器布置在受试者上的相同位置处，力传感器被配置为生成表示力位移的第二信号；以及操作至少一个处理器，至少一个处理器耦合到位移传感器和力传感器，并且被配置为处理力和位移信号的。

优选地，该处理可以包括将第一信号和第二信号相乘。

在另一方面，提供了一种测量受试者的生理参数的方法，该方法包括：从机械地耦合到受试者上的第一位置的第一力传感器接收第一信号；从机械地耦合到受试者上的第二位置的第二力传感器接收第二信号，第二位置与第一位置分离；以及基于第一和第二信号的比较来确定生理参数。

优选地，第一力传感器可以测量患者胸部上的信号，第二力传感器可以在用户的手指或手腕上。第二力传感器也可以在上胸部上，例如胸骨上切迹处。

优选地，该比较可以包括第一信号和第二信号之间的差。该比较还可以包括第一和第二信号之间的定时，其中该定时等于从第一位置到第二位置的脉搏传导时间(PTT)。PTT是代表血压的测量值。可以理解，可以在任何不同的预定位置测量PTT。

优选地，第一力传感器和第二力传感器中的一者或多者可以是力感测电阻器(FSR)。

优选地，生理参数可以包括以下参数中的至少一者：心脏参数，例如心脏搏动，脉搏传导时间，脉搏到达时间；血压，例如中心血压或外周血压；子宫收缩；胎儿活动；呼吸；体音，例如心音；受试者的心脏瓣膜的打开时间；受试者的心脏瓣膜的闭合时间；受试者的心脏的收缩性水平；受试者的心脏的每搏输出量；心输出量；以及血液脉搏传导时间。

优选地，第一位置可以在受试者的上胸部，例如在剑突处或其附近。第二位置可以在受试者的下胸部。待测量的生理参数可以是中心血压。

在本发明的另一方面，第一位置可以在受试者的胸部。第二位置可以接近受试者的股动脉和锁骨下动脉或其它外周动脉之一。在这种情况下要测量的生理参数可以是外周血压。

在本发明的另一方面中，第一和第二力传感器可以在一个组件上，其中背部力传感器与前力传感器断开。当组件放置在使用者的心脏上时，使用者的手指可以施加到第二力传感器的耦合器上。从心脏到手指的心脏信号的定时差是脉搏传导时间。

优选地，该方法还可以包括从第三力传感器接收第三信号，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地耦合到受试者，并且基于第一信号、第二信号和第三信号的比较来确定生理参数。第三力传感器可以是FSR。

优选地，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地耦合到受试者。

优选地，该方法还可以包括使用具有力传感器和位移传感器的设备，其中来自位移传感器的信号与来自力传感器的信号相乘，以避免对来自位移传感器的信号进行调制的需要。

根据另一方面，提供了一种用于测量受试者的生理参数的系统，该系统包括：第一力传感器，第一力传感器被配置为产生第一信号，第一信号表示在受试者的第一位置处的力位移；第二力传感器，第二力传感器被配置为产生第二信号，第二信号表示在受试者的第二位置处的力位移；以及至少一个处理器，至少一个处理器被配置为基于第一信号和第二信号之间的比较来确定受试者的生理参数。

优选地，该比较可以包括第一信号和第二信号之间的差。此外，该比较可以包括第一和第二信号之间的定时差。

优选地，第一力传感器和第二力传感器中的至少一者可以是力感测电阻器(FSR)。

优选地，生理参数可以包括：心脏参数，例如心脏搏动，脉搏传导时间，脉搏到达时间；或者血压，例如中心血压或外周血压；子宫收缩；胎儿活动；呼吸；体音，例如心音；受试者的心脏瓣膜的打开时间；受试者的心脏瓣膜的闭合时间；受试者的心脏的收缩性水平；受试者的心脏的每搏输出量；心输出量；以及血液脉搏传导时间。

优选地，第一位置可以在受试者的上胸部，例如在剑突处或其附近。第二位置可以在受试者的下胸部。待测量的生理参数可以是中心血压。

在本发明的另一方面，第一位置可以在受试者的胸部。第二位置可以接近受试者的股动脉和锁骨下动脉或其它外周动脉之一。在这种情况下要测量的生理参数可以是外周血压。

优选地，该系统可以进一步包括第三力传感器，该第三力传感器被配置为产生第一信号，第一信号表示在与第一位置和第二位置分开的受试者的第三位置处的力位移。然后可以基于第一信号、第二信号和第三信号的比较来确定生理参数。第三力传感器可以是FSR。

优选地，第一力传感器和第二力传感器中的一者或多者可以是如上所述的装置的第一力传感器。

根据另一方面，提供了一种用于感测受试者的至少一个参数的设备，该设备包括：具有随着挠曲而变化的阻抗的柔性传感器构件；以及柔性载体，柔性载体围绕柔性传感器构件并且被配置为保持柔性传感器构件的接触表面靠近受试者的表面，使得受试者的表面的形状(例如，半径)的改变引起柔性传感器弯曲。

优选地，柔性传感器构件可以包括力感测电阻器(FSR)。

优选地，载体可以是织物载体和弹性体载体中的至少一者。载体可以包括条带或粘合贴片。载体可以包括受试者穿着的衣服。衣服可以包括衬衫，或背心，或夹克，或外套。

优选地，受试者的表面可以是皮肤，例如受试者胸部的皮肤。柔性载体可以被配置为保持靠近皮肤的接触表面，使得皮肤的膨胀和收缩(例如，由于呼吸引起的胸部的膨胀和收缩)导致柔性传感器弯曲。

优选地，该装置还可以包括至少一个处理器，至少一个处理器被配置为基于柔性传感器元件的阻抗产生至少一个参数。

优选地，所述参数可以包括心脏参数，例如心脏搏动；或者血压，例如中心血压或外周血压；子宫收缩；胎儿活动；呼吸；体音，例如心音；受试者的心脏瓣膜的打开时间；受试者的心脏瓣膜的闭合时间；受试者的心脏的收缩性水平；受试者的心脏的每搏输出量；心输出量；和/或血液脉搏传导时间。

根据另一方面，提供了一种感测受试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试者的器官的第一位置处；以及基于柔性传感器构件的阻抗来确定至少一个参数。

根据另一个方面，提供了用于感测受试者的生理参数的设备，该设备包括：力传感器，力传感器被配置为产生表示所述受试者的器官的力位移的第一信号；至少一个光学传感器，至少一个光学传感器被配置为产生表示受试者的循环中的血液的体积变化的第二信号；以及设置在力传感器上的耦合器，耦合器被配置为将力传感器与器官机械地耦合。

优选地，任何上述实施例的至少一个光学传感器可以使用至少一个光波长来感测结果信号。

根据另一方面，提供了一种用于识别受试者的系统，该系统包括：至少一个第一力传感器，第一力传感器被配置为产生表示力的力信号；位移传感器，所移传感器被配置为产生表示位移的位移信号，力传感器和位移传感器相对于彼此布置成允许定位在受试者的基本上相同的位置处以便允许产生信号；以及耦合到力传感器和位移传感器的至少一个处理器，至少一个处理器被配置为处理力信号和位移信号以确定受试者的标识。

优选地，至少一个处理器可以耦合到存储器，并且进一步被配置为基于存储在存储器中的相同受试者的至少一个标准化历史信号来确定受试者的标识。

优选地，该系统还可以包括被配置为生成光学体积描记信号的光学体积描记传感器以及被配置为生成心电图信号的成对心电图电极，并且至少一个处理器耦合到光学体积描记传感器和/或成对心电图电极，光学体积描记传感器和/或成对心电图电极被配置为处理力和位移信号中的至少一者以及光学体积描记和心电图信号中的至少一者以确定受试者的标识。

优选地，至少一个处理器还可以被配置为基于存储在存储器中的同一受试者的至少两个标准化历史信号的组合来确定受试者的标识。

优选地，系统的每个操作可以产生一个或多个信号，使得一个或多个相应的标准化历史信号被更新。

优选地，系统的使用可以包括将系统布置为接触用户手指的手掌侧，以允许产生力信号和位移信号。该系统可以设置成接触食指的指尖。

优选地，响应于受试者调节由手指施加的接触力和接触周期中的一者或多者，处理器可以被配置为将警报信号传送到一个或多个远程定位的装置或系统。

优选地，响应于受试者调节由手指施加的接触力和接触周期中的一者或多者，处理器被配置为将记录的信号和分析的信号中的至少一者传送到一个或多个远程定位的装置或系统。

附图说明

现在参照附图通过示例描述本公开的实施例，其中：

图1a是传感器组件的第一实施例的示意图；

图1b是传感器组件的第二实施例的示意图；

图1c是传感器组件的第三实施例的示意图；

图1d是传感器组件的第四实施例的示意图；

图1e是传感器组件的第五实施例的示意图；

图1f是传感器组件的第六实施例的示意图；

图1g是传感器组件的第七实施例的透视图；

图1h是传感器组件的第八实施例的透视图；

图1i是传感器组件的第九实施例的透视图；

图1.j和图1k是传感器组件的第十实施例的透视图；

图1l是传感器组件的第十一实施例的透视图；

图2a至图2g示出了图1a和1b的耦合器的变型；

图3至图6c示出了在人类受试者上的各种布置中的传感器组件的实施例；

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7的信号处理链的信号调理级实现的用于从图1或图2的传感器组件的力传感器生成力信号的示例处理电路；

图11至图13示出了由图7的信号处理链的信号调理级实现的用于基于图2的传感器组件的力传感器和第二力传感器的特性产生力信号的示例处理电路的电路图；

图14示出了由图7的信号处理链的信号调理级实现的用于从图1a或图1b的传感器组件的位移传感器产生经调节的速度信号的示例性处理链的框图；

图15a示出了由图7的信号处理链的信号调理级实现的用于从图1a或1b的传感器组件的位移传感器产生经调节的速度信号的处理电路的第一实施例；

图15b示出了由图7的信号处理链的信号调理级实现的用于从图1a或图1b的传感器组件的位移传感器产生经调节的速度信号的处理电路的第二实施例；

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是示出由如图3所示定位在受试者的胸骨上的图1a的传感器组件记录的力与时间的曲线图；

图18是示出由如图3所示定位在受试者的胸骨上的图1a的传感器组件记录的力与时间的曲线图；

图19示出了分别位于受试者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下部图，以及使用ECG电极获得的信号的上部图；

图20是比较来自图1a的传感器组件的力传感器的力信号与来自图1的传感器组件的位移传感器的位移速度信号的积分的曲线图；

图21是将心电图(ECG)与来自图1的传感器组件的力信号和位移信号进行比较的曲线图；

图22是示出来自图1a的传感器组件的力传感器的力信号、与ECG一起的力信号的呼吸信号以及来自ECG的呼吸信号的曲线图；

图23是示出来自图1a的传感器组件的力和加速度计信号以及心音信号、ECG和光学体积描记图(PPG)的曲线图；

图24是示出来自图1a的传感器组件的与呼吸相关的原始数据的曲线图：

图25a是示出与来自图1a的传感器组件的声音和心震图相关的数据的曲线图；

图25b示出了两个曲线图，上部曲线图示出了力和位移信号，而下部曲线图示出了来自图6b或图6c的传感器组件装置的红光和红外光信号；

图26是传感器组件的实施例的截面图；

图27是图26所示的传感器组件的实施例的平面图；

图28示出了在受试者的胸廓上布置的图26的成对传感器组件；

图29是来自图26的传感器组件的呼吸信号；

图30是传感器组件的另一个实施例的截面图；

图31是传感器组件的另一个实施例的截面图；

图32是在受试者休息时来自图1a的传感器组件的脉搏传导时间(PTT)的曲线图；

图33是在受试者用力之后来自图1a的传感器组件的PTT的曲线图；

图34是在受试者休息时来自图1a的传感器组件的心脏活动的曲线图；

图35是在受试者低速率用力之后来自图1a的传感器组件的心脏活动的曲线图；

图36是在受试者施加较高速率用力之后来自图1a的传感器组件的心脏活动的曲线图；

图37示出了表示利用传统的数字听诊器和利用前面的图中所示的传感器组件中的一个记录的声音的两个曲线图；

图38A是示出操作传感器组件以检测声音的阶段的框图；图38B是类似地示出操作传感器组件以检测声音的阶段的另一框图。

图39A是示出被配置为识别受试者的系统的框图；图39B是类似地示出被配置为识别受试者的系统的另一框图；图39C示出了使用机器学习来更新用于识别受试者的比较信号的流程图。

图40是示出被配置为识别受试者的传感器组件的使用的示意图；

图41a至图41c是由间歇地在传感器组件上施加力的受试者获得的力和位移信号的曲线图，如图40所示；以及图41d是示出用于识别离开指尖的受试者的具体构造的示意图；图41e示出了用于基于变化的压力、变化的时间和受试者间歇地在传感器组件上施加的力而产生警报的方法；图41f示出了所获得的信号的类型和所发送的生理参数的示例。

图42A示出了从间歇地接触传感器组件的三个不同受试者获得的三个信号；图42B是示出在手指同一侧使用的传感器组件和多色光学体积描记/脉搏血氧计的另一示意图；图43C(左)是示出在手指顶面使用的传感器组件和在手指底面使用的多色光学体积描记/脉搏血氧计的示意图，图43C(右)是图43(左)的正视图。

图43a至43d示出了用于将手指施加到后耦合器上以测量从心脏上方到手指指尖的脉搏传导时间的各种方法。

图44示出了由图43a中的实施例产生的两个脉搏之间的定时差，其给出了脉搏传导时间的直接测量。

图45示出了压电传感器和力传感器在手臂和胸部上的信号与来自手指的心电图信号(顶部)和血压信号(底部)的比较。

图46a示出了放置在胸部上的两个传感器，一个在心尖上方，第二个在胸骨上切迹/主动脉弓上方。图46b示出了所得到的信号，其允许测量触发(ECG上的R峰值)和心尖运动之间的延迟，并且还测量心尖和主动脉弓射血时间之间的延迟。

图47a示出了来自压电传感器、力传感器和手指BP监视器的信号。存在来自呼吸和运动的各种伪像。图47b示出了去除了伪像的信号，揭示了信号的类似形状。

图48a示出了背部力传感器连接到前部皮肤接触力传感器和压电传感器的实施例。组装的传感器可以以克/牛顿为单位进行校准。

图48b示出了由前部FSR测量的力的经校准的DC分量与由后部FSR测量的力的DC分量之间的差异，并且因此示出了胸部与手腕之间的组织顺应性的差异。

具体实施方式

本公开的实施例涉及用于根据由器官、肌肉、血流和流体移位(即消化、吞咽、呼吸等)对皮肤表面的位移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。

一些实施例使用力传感器，例如力感测电阻器(FSR)，其与胸部或上腹部上的受试者机械耦合，以测量由心脏收缩和血液泵送作用产生的反冲力，即所谓的″力心动描记术(FCG)＂。因此，实施例可以实现对受试者的每个心动周期的机械事件的连续和无创监测。特别地，通过使用通常在皮肤处与受试者机械耦合的多个力传感器，可以获得关于生理参数的信息，诸如心动周期的每个阶段的标识和持续时间，心脏瓣膜打开和闭合定时，心脏收缩性水平，每搏输出量，心输出量，脉搏传导时间和中心动脉压。此外，还可以组合形态带以确定受试者的胸部体积变化。形态带是这样的，即它可以以可忽略不计的或没有机械阻力的方式随着被监测的身体变形。由于心力衰竭是复杂和多方面的疾病，它可能影响包括呼吸系统在内的多器官系统。来自形态带的附加信息允许获得呼吸信号。如果相对于已知的力校准力，则可以计算力和压力的量化测量。进而，可以获得关于心脏疾病和/或机能障碍的信息，心脏疾病和/或机能障碍例如但不限于心力衰竭，机械不同步(例如，作为束支传导阻滞的结果)，瓣膜病变(例如，主动脉和二尖瓣反流、狭窄)等。

当设置在外周脉搏点或主要血管(即颈部脉搏，桡动脉脉搏等)附近时，力传感器可用于测量力及其传播时间，从而测量血液运动和流动的速度。这种流动可以包括静脉回流以及由于呼吸引起的静水压力的变化。这样，实施例使得可以从外周肢体的力测量推断呼吸率。

一些实施例使用与位移传感器(例如，压电传感器)结合的一个或多个力传感器(例如，FSR)，两者都与受试者机械耦合，以同时测量受试者的力位移和这种位移的速度或速率。施加在力传感器上的压缩力(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产生的位移速度信号，允许皮肤位移的速度或速度以及力位移本身的精确和连续的直接测量。这样，可以仅从皮肤的运动获得精确和连续的测量血液搏动和因此的心脏搏动。

在一些实施例中，力传感器最初可以相对于诸如橡皮囊袖带之类的黄金标准血压测量装置或诸如Biopac之类的手指装置进行校准。该步骤将允许获得对传感器的力的测量的持续校准值，并因此获得血压的持续测量。

在另一个实施例中，力传感器可以具有力感测表面，并且位移传感器可以具有位移感测表面。每个感测表面是允许检测目标区域或受试者的信号的表面。尽管每个表面具有某形状和尺寸，但是使位移或压电传感器的位移感测表面具有相对于力感测电阻器(FSR)的力感测表面在尺寸上一致或更小的轮廓形状和尺寸是有利的，以便允许传感器之间的最佳耦合和接触。例如，力感测电阻器可以具有圆形力感测表面，位移传感器也可以具有圆形力感测表面。可以理解，可以是平面形状的表面不限于圆形，而是可以是允许传感器感测的任何形状。例如，一致形状感测表面的可能尺寸测量对于力感测表面可以是10mm²，对于位移感测表面可以是9mm²，作为描述一致感测表面可以如何具有相对于彼此更大或更小的尺寸的手段。虽然通过实例提及了上述测量值，但是其不限于这些值，并且可以理解，表面可以具有不同的尺寸。

一些实施例使用一个或多个力传感器(例如，FSR)结合一个或多个光学传感器(例如，光学体积描记(PPG)传感器)，两者都与受试者的皮肤接触，以同时测量受试者皮肤的力位移和皮肤下器官或血管内的血量或血流的变化。另外的实施例还包括与一个或多个力传感器和光学传感器相结合的位移传感器，例如压电传感器。典型地，包括光学传感器的实施例还具有被布置成允许光学传感器被放置成与受试者的皮肤接触的环。

虽然在此描述的传感器组件已经被专门开发用于直接从活体的皮肤测量生理参数，例如心脏活动和呼吸活动，但是本领域技术人员将理解，所公开的力传感器和位移传感器组件的实施例可以通过布置在皮肤上的一层或多层织物(例如，衣服或被褥)来使用。在一些这样的实施例中，传感器组件可以通过嵌入或附接到软垫或其他织物覆盖的结构来保持在适当位置，此类结构例如是床的床垫，包括轮椅和车辆座椅之类的椅子的座部，车辆的方向盘，或固定到车辆的安全带。

虽然在此描述的传感器组件已经被专门开发用于测量活体受试者的生理参数，例如心脏活动和呼吸活动，但是本领域技术人员将理解，作为本公开的主题的传感器组件可以与其他对象一起使用，其中力由传感器组件下面的部件施加。因此，在此描述的传感器组件可以用于工业应用中，例如软机器人或施加这种力的其他无生命物体。

图1a是用于感测受试者的至少一个生理参数的传感器组件100的第一实施例的截面图。传感器组件100包括力传感器102、位移传感器104和机械耦合器106。力传感器102和位移传感器104布置在耦合器106上，使得施加到耦合器的前表面108的任何力传递到力传感器102和位移传感器104。耦合器106可以由导电材料形成，并且被配置作为ECG电极操作。应当理解，为了形成单导联ECG，需要至少两个电极，并且这些电极中的一个或两个可以嵌入在单独的传感器组件中。

耦合器106包括刚性材料，例如刚性塑料或橡胶。在一些实施例中，耦合器106可以包括丙烯酸树脂。在其它实施例中，耦合器106可以是部分或全部导电的。例如，耦合器106可以部分地或全部地包括导电材料，例如银或氯化银。被配置为面向并优选地放置成与受试者的表面接触的耦合器106的前表面108可以是圆顶形的，以便压入受试者的柔顺表面，例如皮肤。提供圆顶形前表面108有助于改善从受试者到力传感器102和位移传感器104的机械位移的耦合。提供类似效果的前表面108的其它形状包括锥形、蘑菇形等。

当在平行于传感器组件100的面向受试者的平面的平面中观察时，耦合器106具有大致圆形的横截面。除了耦合运动(力和位移)之外，耦合器106可以被配置为生物电势电极，并且可以电耦合到用于测量生物电势(例如心电图(ECG)、肌电图(EMG)，脑电描记图(EEG)等)的处理电路(未示出)。

力传感器102经由包括柔性介质的力传感器载体110安装到耦合器106的后表面。力传感器102通过胶水、层压或其它方式安装到载体110。与力传感器102的电连接是使用两个或多个电极112实现的，电极112也用作将力传感器102锚定到传感器载体110的锚定点。力传感器102是力感测电阻器(FSR)或称重传感器。如下面将更详细地描述的，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，该改变表示与耦合器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。在力传感器102是FSR的情况下，力传感器102的电阻变化表示可产生输出电压的力位移，如下文将更详细地描述。

在一个实施例中，力传感器102在使用中面向受试者的前表面具有在大约5mm²和25mm²之间的表面积，例如7mm²、15mm²或20mm²。

力传感器102和位移传感器104通过可选的刚性界面层114安装在一起。刚性界面层114设置在力传感器102的后表面上。刚性界面层114可以包括黄铜、刚性塑料或类似的刚性材料。在一些实施例中，刚性界面层114可以是双面PCB，力传感器102安装在PCB的第一表面(即，面向使用中的受试者的表面)上，位移传感器104安装在PCB的相对的第二表面上。

在任何情况下，位移传感器104机械地耦合到力传感器102的后表面，如图1a所示。因此，耦合器106由于与耦合器106接触的器官的移动而产生的位移导致位移传感器104移动。位移传感器104产生表示传感器104的速度或位移速度的速度信号。当机械耦合到诸如受试者皮肤之类的器官时，该速度信号与器官的位移速度成比例。

在一个实施例中，位移传感器104的面向受试者的前表面具有在大约5mm²和25mm²之间的表面积，例如7mm²、15mm²或20mm²。

有利地，力和位移传感器102、104的表面积基本上匹配，确保从力传感器102到位移传感器104的位移的均匀传递。因此，出于类似的原因，力和位移传感器102、104也优选地沿着组件100的中心可操作竖直轴线轴向对准。

可以围绕位移传感器104的后表面设置可选的保护盖116。保护盖116可以通过充满空气或其它气体的流体间隙或真空与后表面分离。这样做时，保护盖116保护位移传感器104不受组件100的可操作的后部非面向受试者侧的冲击。

除了力传感器102和位移传感器104之外，传感器组件100还可选地包括加速度计120。加速度计120被配置为测量一个或多个轴上的加速度。例如，加速度计120可以被配置为至少在垂直于受试者表面的轴上测量加速度，传感器组件100在使用中被固定到该受试者表面。优选地，另外，加速度计120测量在平行于受试者表面的一个或多个平面中的加速度，传感器组件100在使用中固定到受试者表面，以便测量传感器组件在这样的平面或轴中的运动。如果提供(直接或间接)到耦合器106的机械耦合，则加速度计120可以位于传感器组件100上的任何位置。例如，加速计120可以耦合到保护盖116的后部。

壳体118封装传感器组件100，以保护组件100的元件免受碎屑，例如灰尘、沙砾、水和/或可能影响组件100的操作的任何其它物质的影响，并且抑制外来物体进入组件100。耦合器106的可操作前表面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)，该柔性部分在耦合器106的前表面108上方延伸并且与之相符，由此完全封装力传感器102、位移传感器104和耦合器106。

在操作期间，传感器组件100的耦合器106的前表面108被放置成与受试者的表面(例如，受试者的皮肤)接触，传感器组件100通过一个或多个固定装置(例如皮带、粘合贴片、胶带等(未示出))相对于受试者固定。这种带可以由制造运动带(也称为运动肌肉贴)的材料制成。在力和位移传感器102、104机械地耦合到耦合器106并且耦合器106机械地耦合到受试者的表面的情况下，传感器组件100被配置产生同步的力位移和位移速度信号。这些信号又用于实现机械生理事件的连续和无创监测，这将在下面更详细地描述。

图1b是传感器组件200的另一实施例的截面图，该传感器组件200是图1a所示的传感器组件100的变型。参考图1a，在图1b中，除非另有说明，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的可操作外表面上。类似于力传感器102，第二力传感器202被配置为产生(主动或被动地)表示在第二传感器202处施加的力的信号。因此，第二力传感器202用于测量例如由于用于将传感器组件200施加到受试者表面的一个或多个固定装置而施加到组件200的可操作后部的力。

该测量的外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)和受试者的表面弹性(即，被感测的受试者的表面的弹性如何)。例如，知道从外部载体或组件200的操作者施加的压力将允许排除伪像。例如，传感器的突然敲击或剪切(即在运动期间)可以改变力传感器102的压力施加，这又可能在来自力传感器102的信号中产生伪像。另外，由诸如受试者跑步之类的活动引起的有节奏的运动可以对来自力传感器102的信号施加基线漂移和相关的伪像。可以使用从两个力传感器102、202和位移传感器104中的每一者导出的信号来消除(实时地或在后处理中)这样的伪像，这将在下面更详细地描述。

现在参考附图的图1c和1d，示出了传感器组件100和200的其它实施例。再次参考前面的附图，除非另有说明，相同的附图标记表示相同的部件。

在两个实施例中，耦合器106包括容纳在壳体118内的轴环109，耦合器106的圆顶形表面108穿过壳体118中的开口(未示出)伸出。该开口具有比轴环109更小的直径，使得轴环109有助于将耦合器106保持为相对于壳体118受限，并且防止耦合器106与壳体118分离。

此外，在两个实施例中，耦合器106在其基部(即，耦合器106的与传感器载体110接触的部分)处的直径(称为″基部直径″)小于力传感器102的直径。然而，希望并且优选的是，耦合器106将其力分布在位移传感器104的整个表面区域上。这样，耦合器106的基部直径接近位移传感器104的直径。通常，耦合器106的基部直径为力传感器102的直径的大约70％至90％，例如大约80％。

在图1d所示的实施例中，传感器组件200还包括后部压力施加器或耦合器111。典型地，该耦合器111在使用中被部件覆盖，传感器组件200通过该部件被固定到受试者的器官，该部件例如是条带、皮带、带子等(未示出)。该部件通过耦合器111向力传感器202施加位移力，并帮助去除由传感器组件200记录的由于诸如与受试者的器官相关的传感器组件200的运动的外来因素引起的伪像。

虽然耦合器111被示出为板状结构，但是应当理解，耦合器111可以具有任何合适的形状，包括类似于耦合器106的圆顶形状。同样，耦合器111的直径小于力传感器202的直径，通常约为力传感器202直径的70％至90％，例如约为80％。

如上所述，圆顶形耦合器106有助于压入受试者的柔顺表面，例如皮肤。因此，提供具有圆顶形前表面108的耦合106改善了从受试者到力传感器102和位移传感器104的机械位移的耦合。

上述传感器组件100、200包括相对于彼此堆叠的″夹层＂布置的力和位移传感器。然而，本公开的实施例不限于这种布置。例如，在其它实施例中，力和位移传感器可以以平面结构布置，例如彼此相邻地布置或同心地布置(一个在另一个内)，并且可以布置在公共衬底上或不同的、分离的衬底上。在每个实施例中，每个力传感器和位移传感器优选地机械耦合(直接或间接)到耦合器，例如图1a到1d的耦合器106，111，以便确保力从受试者到每个传感器的机械传递。

图1e是传感器组件400的实施例的平面图，该传感器组件400是图1a-1d中所示的传感器组件100、200的变型。参照这些附图，在图1e中，除非另有说明，相同的附图标记表示相同的部件。

传感器组件400包括耦合器406，该耦合器406布置成将力传递到力传感器102，并且可选地传递到位移传感器104(图1e中也未示出)。耦合器406被配置为至少部分地围绕至少一个光学传感器，使得施加在耦合器406上的力不被传递到光学传感器。在所示实施例中，光学传感器是多色光学体积描记(PPG)传感器402的形式，其布置有由环形耦合器406限定的腔408。在其它实施例(未示出)中，PPG传感器由脉搏血氧饱和度传感器代替，或者与脉搏血氧饱和度传感器串联布置。在一些实施例中，光学传感器可操作地布置在力传感器102上方，并且力传感器102限定孔(未示出)以允许光学传感器通过孔电耦合到组件400的其它部件。

PPG传感器402被布置为与耦合器406的可操作顶表面大致对准，允许PPG传感器402在皮肤对耦合器406施加力的同时抵靠受试者的皮肤放置。通常，耦合器406由不透明材料形成，抑制可能影响PPG传感器402读数的穿过耦合器406的光。PPG传感器402被配置为与其他传感器102、104操作的同时感测血量生物测定，导出与受试者的心血管系统的状态有关的进一步信息。

图1f至图11示出了图1a-1d中所示的传感器组件100、200的替代实施例，其中相同的附图标记表示相同的特征。图1f至图11所示的实施例可以包括附加于传感器组件100、200并与其电隔离的心电图(ECG)电极。在一些实施例中，耦合器106可以包括温度传感器并且连接到被配置为测量温度的处理电路。

图1f和图1g示出了包括第一导电电极的组件100、200的实施例，第一导电电极呈环形环140的形式，环形环140布置在传感器组件100、200的一侧上，传感器组件100、200布置成允许接触受试者。在所示实施例中，环140固定到壳体118以围绕传感器组件100、200的基部的周边。环140与壳体118电绝缘，并且被配置为形成ECG电路的一个引线。环140电连接到处理电路，该处理电路被配置为响应于将环140抵靠受试者放置而产生ECG信号。

图1g所示的实施例还包括布置在电极环140内的温度传感器154，允许与环140同时抵靠受试者放置。温度传感器154连接到处理电路，该处理电路被配置为响应于传感器154抵靠受试者放置而产生温度信号。

图1h示出了组件100的另一实施例，其包括抓握部分150(被布置为至少部分地围绕壳体118的侧壁)形式的第二电极。抓握部分150与壳体电绝缘并且连接到ECG处理电路以形成ECG电路引线。抓握部分150被成形和布置为允许受试者固持抓握部分150，并因此接触第二电极，同时将包括第一电极的环形环140布置为抵靠受试者。因此，这种布置允许受试者形成与电极140、150的两个同时连接，允许获得与单个电极140实施例可获得的ECG信号相比的替代ECG信号。

图1i示出了图1h所示组件的另一实施例。在该实施例中，第二电极包括抓握部分150和手柄构件160。手柄160电连接到抓握部分150以有效地延伸另一电极150的表面区域。这种布置可以增强将组件100、200保持抵靠受试者的容易性，同时还形成与第二电极150的电连接。

图1j和图1k示出了组件100、200的另一可选实施例，组件100、200包括设置在手柄160上的接触垫170形式的第三电极，以允许与第一电极140同时被布置为抵靠受试者。垫170通过手柄160与环形环140隔开限定的距离。垫170与手柄160电绝缘并且连接到ECG处理电路以形成ECG电路的第三引线。以这种方式配置组件100、200允许在受试者接触第二电极的同时抵靠受试者布置第一电极140和第三电极170，或者通过抓握抓握部分150和/或手柄160，形成三电极系统。这可以允许获得与前述实施例获得的信号不同的ECG信号。

图1l是图1j和图1k中所示的实施例的可选实施例，该实施例具有粘性垫180形式的第三电极，该粘性垫180被配置为固定到皮肤并经由导线182连接到壳体118以连接到ECG处理电路。导线182与壳体118和抓握部分150隔离。该实施例允许将第三电极180布置成基本上与第一和第二电极140、150间隔开，允许获得另一替代的ECG信号。该实施例还允许将第三电极180放置在受试者身体上的不同位置的范围内，这可以允许影响ECG信号。

图2a至图2g示出了图1a至图1.j的耦合器106的几种变型，其可以代替图1a和图1b中所示的耦合器106。如前所述，除非另有说明，相同的附图标记表示相同的部件。

图2a是具有蘑菇形耦合器201的传感器组件100的剖视图，该耦合器201包括圆顶形前表面203以及被配置为与力传感器102接触的圆顶形后表面205。提供圆顶形后表面205在耦合器201和力传感器102之间产生较小的接触表面积，由此增加每单位面积施加到传感器的力，这又增加传感器102对施加到耦合器201的前表面的力的灵敏度。

图2b示出了类似于图2a的传感器组件100的实施例，但是包括如上文参照图1d的传感器组件202所述的作用于力传感器202的耦合器111。

图2c和图2d分别提供了耦合器204的透视图(放大图)和侧视图，耦合器204包括圆顶形前表面206以及圆顶形后表面208，被配置为与力传感器208接触，类似于图2a和2b的耦合器201。可选地，耦合器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。在其它实施例中，耦合器204可通过壳体118上的后部压力保持在适当位置，并与受试者和载体(未示出)的表面接触。如图2d所示，提供圆顶形后表面208在耦合器204和力传感器102之间产生小的接触表面积，由此增加每单位面积施加到传感器的力，这又增加传感器102对施加到耦合器204的前表面的力的灵敏度。如上关于耦合器106所述，已经发现提供圆顶形前表面206改善了从受试者到力传感器102和位移传感器104的机械位移的耦合。提供类似效果的前表面206和后表面208和后表面208的其它形状包括锥形、蘑菇形等。

图2e和图2f示出了作为耦合器204的变型的另一耦合器212。耦合器212包括由围绕球214的圆周延伸的唇缘216支撑在壳体118内的球或球体214。唇缘216可以形成壳体118的一部分。可选地，在球214和唇缘216之间设置密封件218，例如垫圈或O形环，防止灰尘和其它有害物质进入。

图2g示出了作为耦合器212的变型的耦合器220，其中球214已经被双蘑菇状或腰状耦合构件222代替。耦合构件222的腰部通过唇缘216接合并且保持在耦合器220中的适当位置，这也抑制了耦合构件222与壳体118的分离。

上述传感器组件100、200均包括位移传感器104。然而，应当注意，本公开的实施例不限于使用力和位移传感器的组合。例如，下面将描述各种新颖的技术，用于使用位于受试者上不同位置的多个力传感器来检测各种生理参数。这种技术不需要同步的位移感测。这样的技术可以使用上述传感器组件100、200，或者可以使用仅包括力传感器和耦合器的传感器组件。这种传感器组件可以包括任何可想到的耦合布置，例如图1a至图2g中的任一个所示的布置中的一个。例如，实施例可以使用上面示出的传感器组件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2001b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相对于胸骨剑突固定。胸带304被配置为从传感器组件302的后部施加外部压力，并且将传感器组件302保持在胸骨剑突处或其附近。

在图4中，使用粘合贴片404将多个传感器组件402固定到受试者300的皮肤。与胸带304类似，每个粘合贴片404被配置为从传感器组件402的后部施加外部压力，以将其保持在受试者300上的预定位置，通常是受试者的胸部。

图5示出了另一布置，其中多个传感器组件502利用公共粘合贴片504固定到受试者300的胸部，该公共粘合贴片504被配置为从传感器组件502的后部施加外部压力以将它们保持在相对于受试者300的预定位置。另外地或可选地，多个传感器组件502可以以任何合适的方式固定到受试者300的背部。通过在受试者的躯干周围提供多个传感器组件502，可以根据来自传感器组件502的传感器的数据生成胸部区域的力断层X光片。

图6a示出了另一布置，其中单个传感器组件602相对于位于受试者300的手腕604上的桡静脉或桡动脉固定。传感器组件602可以通过腕带606(或粘合剂或其它装置)保持在腕部604上的适当位置，腕带606还向传感器组件602的后部施加外力以保持组件602和腕部606之间的接触。

图6b示出了另一种布置，其中单个传感器组件610相对于受试者300的手指612固定，通常通过可释放的或弹性可变形的机构(例如，条带或套(未示出))保持在适当位置。应当理解，示出固定到手指612的组件610仅是示例性的，并且组件610可配置为固定到受试者300的身体的其他部分。传感器组件610包括邻近光学传感器布置的传感器100，在该实施例中为多色PPG传感器614。在其他实施例(未示出)中，脉搏血氧饱和度传感器被附加地或替代地布置到PPG传感器614。这种布置允许同时收集来自位于组件610同一侧的单独传感器100、614的血量信号，以感测手指上彼此相邻布置的位置。

图6c示出了另一布置，其中单个传感器组件650相对于受试者300的手指612固定，通常通过可释放或可弹性变形的机构如条带或套(未示出)保持在适当位置。应当理解，示出固定到手指612的组件650仅是示例性的，并且组件650可配置为固定到受试者300的身体的其他部分。传感器组件650包括布置成与光学传感器相对的传感器100，在该实施例中为多色PPG传感器614。在其他实施例(未示出)中，脉搏血氧饱和度传感器被附加地或替代地布置到PPG传感器614。这种布置允许从位于手指612的相对侧上的单独传感器100、614同时收集血量信号。

图7是示出用于处理从活体产生的力传感器102、位移传感器104、第二力传感器202和可选的加速度计120的信号和/或参数变化的示例性信号处理链700的框图。在下面的例子中，力传感器102和第二力传感器202将在下面描述为力感测电阻器(FSR)，FSR1和FSR2，其电阻与施加到其上的力成比例。然而，应当理解，实施例不限于使用FSR作为力传感器，并且在不脱离本公开的范围的情况下，可以使用其他测力传感器或力传感器来代替FSR。同样，在以下实例中，位移传感器104在一些实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，实施例也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、电感、电容、涡流、超声波、磁阻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7中以虚线示出，因为本公开的一些实施例仅需要用于操作的力传感器102或者力传感器102，以及位移传感器104、第二力传感器202和加速度计120中的一者或多者。

信号处理链700包括信号调理级702、模数转换级704和滤波级706，生成一个或多个生理参数的表示，包括但不限于呼吸、血液喷射脉搏、力参数、速度参数、心音和血压。

在信号调理级702期间，力传感器102的电阻FSR1在后处理中通过硬件(处理电路)或通过软件转换成输出电压Vn。

用于执行这种转换的示例性硬件在图8至10中示出。参考图8，力传感器102的电阻FSR1形成分压器802的一个尾部，分压器802的输出被提供给非反相放大器804的输入，产生与力传感器102的电阻FSR1成比例的输出电压Vn。在另一个实施例中，参考图9，使用跨阻放大器902转换力传感器102的电阻FSR1的变化，电阻FSR1被配置为放大器902的可变输入阻抗。在另一实施例中，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试者本身施加到传感器组件200的后(非面向受试者)侧的变化的力。再次参考图7，在信号调理702期间实现信号调理电路，从而基于第二力传感器202的电阻FSR2进一步偏置力传感器102的电阻。图11至图13各自示出了适于这种功能的硬件布局的示例。

图11是图9的跨阻放大器装置的变型，其中偏置电压V2耦合到放大器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的电流沉改变。

图12示出了图9的装置的另一变型，其包括跨阻抗级1202和另一级1204，该另一级1204被配置为向级1202的反相输入端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的增加而减小输出电压Vn。图11和图12中的DC电压V1和无源电阻器R1和R2的值根据所使用的电源以及输出电压Vn的期望动态范围来设置。

图13示出了另一变型，其中第二力传感器202的电阻FSR2设置在跨阻抗级1302的反馈回路中。级1302的增益与电阻FSR2成比例，因此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输出电压Vn的期望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一个可以替代地以软件实现，实时地或在记录来自传感器102、104、202中的两个或更多个的信号之后实现。

还应当理解，除了校准第一传感器102之外，来自第一传感器102的信号可以用于确定肌顺应性，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试者皮肤下的脂肪量。

如上所述，在一些实施例中，位移传感器104包括压电传感器，其被配置为响应于位移的变化而产生电流。在这种情况下，可以需要调整或校准来自位移传感器104的信号输出的DC偏移和AC电压摆动。为此，信号调理级702通过实现如图14、15a和15b所示的处理电路来调理从位移传感器104输出的信号。

参考图14，位移传感器104(PZT)使用电流源1402(其可以被数字地控制)极化，调节由于位移变化引起的AC电压摆动。提供随后的电压放大器1404用于调整DC偏移。

图15a示出了位移传感器104的信号调理702的示例性实现。如图14所示，电流被注入到位移传感器104中，并且所得到的高通滤波信号V1被提供给电压放大器级1502以调节DC偏移。注意，选择放大器级1502的非反相输入的反馈电阻R7和输入阻抗R3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的信号调理电路1502的另一示例性实现。参考附图的图15a，除非另有说明，相同的附图标记表示相同的部件。该信号调理电路1502基于以下等式利用米勒定理来增加由位移传

感器104检测到的输入阻抗(RIN)：

这通过减小高通截止频率而改善了信号调理电路1502的整体低频响应，该高通截止频率被选择为减小由高通响应引入的可能相移，即使在关注的最低频率处，也即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，截止频率被设置为在约0.01-0.05Hz的范围。

为了能够使用不同的位移传感器104而不需要定制电路，信号调理电路1502可以基于所选位移传感器104的特定电容而可调。在自举配置中使用表面安装器件(SMD)电阻器，可以采用更小的电阻值，从而降低电路1502的成本。作为示例，100MΩ的电阻器R1、100Ω的电阻器R3和100kΩ的调节器R2可用于电路1502中，使得当R2被设置为0时，位移传感器104″看到＂100MΩ的阻抗RIN(从而为位移传感器104的30nF电容提供0.05Hz的截止频率)。通过调整R2来增加微调电阻，可以将RIN增加到1011Ω。

再次参考图7，在信号调理阶段702期间，产生表示施加到耦合器106的力的调节力信号Vn和表示耦合器106处的位移速度的调理位移信号Vd。可选地，还可以产生表示耦合器106处的加速度的加速度信号Va。然后，通过使用一个或多个ADC 708的模数转换(ADC)级704，将这些模拟信号分别转换成力F、位移速度V和加速度A的数字表示。在一些实施例中，可以提供单个ADC 708，调理的信号Vn、Vd、Va经由多路复用器(未示出)提供给ADC。在其它实施例中，调理的信号Vn、Vd、Va可以被提供给如图7所示的单独的ADC 708。

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被配置为实现一个或多个滤波器710、712、714、716，对力、速度和(可选的)加速度计信号F、V、A进行滤波，从而生成表示受试者的生理参数的一个或多个输出。这些参数对于测量期间组件100、200所处的活体受试者上的位置是特定的。例如，当如图3至图5所示定位在受试者的胸部上的位置时，数字滤波器级706可操作以提取与除了呼吸和脉搏心动描记之外的心脏活动(例如，心震描记、心音等)有关的数据。通过将组件100、200定位在手腕上，数字滤波器级706仅能够提取关于呼吸和血液脉搏的数据。

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试者的呼吸信号720。低通滤波器710例如可以具有大约0.5Hz的低通阈值。

通过采用带通滤波器712对力信号F进行带通滤波，从力信号产生脉搏信号。带通滤波器可以例如具有在大约0.5Hz和大约8Hz之间的通带。

通过采用另一个带通滤波器714对信号F、V进行带通滤波，分别从力和速度信号F、V中的每一者提取特定于被监测的活体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。

使用带通滤波器716也能够从力和速度信号F、V中提取体音，该带通滤波器716具有大约20Hz、大约30Hz、大约40Hz或大约50Hz的下阈值以及通常为大约150Hz的上阈值，该上阈值在特定应用中达到大约5000Hz，所述特定应用即喘息声、爆裂音和打鼾声音。喘息的声学分析在临床上是重要的，因为它是由通过异常狭窄或压缩气道的气流产生的声音。及时从喘息中标识和干预早期发作的哮喘可降低长期发病的风险。这些声音的早期检测和早期治疗有望减少症状的流行并改善健康相关的生活质量。声音分析和爆裂音声音的定时也是重要的，因为这些声音可以允许临床医生确认患者或受试者是否具有严重的气道阻塞(早期吸气/呼气爆裂音)，限制性肺病例如肺纤维化以及间质性肺水肿(晚期吸气爆裂音)和左心室衰竭(吸气爆裂音)。这些打鼾声音的声学分析在检查受试者的睡眠特征、呼吸障碍和可检测到的其它异常中是临床上重要的。主要应用可包括但不限于手术治疗结果的预测、治疗干预前后的打鼾评估以及原发性打鼾与阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)的重要区分。这些可用于研究成人患者打鼾和儿科患者打鼾。这些声音的早期标识使得临床医生能够早期识别异常，因为早期诊断和治疗将允许患者降低心血管疾病的风险。早期治疗的进一步益处可以节省或避免将来更昂贵的治疗，例如，使用心室辅助装置，该心室辅助装置可能必须被植入用于可能由OSA引起的严重心力衰竭。在一些实施例中，带通滤波器716可以具有在大约40Hz，大约300Hz和甚至5000Hz之间的通带。根据传感器组件100、200的位置，体音可以包括心音(例如，冲血、瓣膜运动)，肠音(例如，气体置换)，呼吸，打鼾，吞咽和胎儿音(包括胎儿运动、胎儿心音、胎儿呼吸、胎儿气体置换等)，气道(例如，气管)周围的肌肉收缩中的一种或多种。

气道的尺寸减小从颈部区域发出的声音的变化来监测气道的尺寸减小。例如，喘息或颈部的较高音调的声音或振动可以指示呼吸不足(呼吸的部分减少)、呼吸暂停或哮喘以及其它肺部和呼吸状况。如下面参考图23所讨论的，体音也可以从从加速度计120接收的信号中提取。可以基于力、速度和加速度信号F、V、A中的两个或更多个的组合来产生体音。

所提取的体音可以被输出到一个或多个扬声器或耳机，以便由临床医生听到。这样，传感器组件100、200可用作提供体音的高清晰度数字表示的数字听诊器。这种提取的体音可以在频率上被调制和/或移位以更容易被人耳听到。例如，所提取的体音可以在频率上移动到人类听觉范围的中心。

应注意，数字滤波器级706的各种滤波器710、712、714、716仅作为可实施以从力和速度信号F、V提取信息的滤波器的实例而提供。根据要提取的生理参数和组件100、200在受试者上的位置，可以省略滤波器710、712、714、716、718中的一个或多个或添加其他滤波器。

在多个传感器组件设置在受试者上的不同位置处的情况下，从这些组件产生的力、速度和加速度计信号中的每一者可以以与上面参考图7描述的方式类似的方式被滤波。例如，如其中相同的附图标记表示相同的部件的图16所示，数字力、速度和加速度信号F1-FN、V1-VN、A1-AN可以分别从N个传感器组件1602、1604提供给数字滤波器级1606。为了简单起见，传感器组件1602、1604包括用于产生力、速度和加速度信号的信号调理和A/D转换电路。

除了滤波来自一个或多个传感器组件1602、1604的单独的力和速度信号之外，数字滤波器组1606还被配置为在滤波之前或之后组合来自两个或多个传感器组件1602、1604的力和/或速度信号。例如，滤波器组1606可以包括带通滤波器和组合模块1608，该组合模块被配置为组合来自定位在受试者上的不同位置处的传感器组件1602、1604中的两个的力信号F1、FN以生成血压信号1610。信号F1、FN可以在被组合之前被带通滤波，或者信号可以被组合并且带通滤波器被应用于组合信号以产生血压信号1610。

滤波器组1606被配置为以任何方式组合在滤波之前或之后接收的信号的任何组合，而不脱离本公开的范围。

考虑到上述内容，图17至图25图示了由固定在人类受试者上的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图示了在剑突处从定位在受试者300的胸骨上并由皮带304固定的图3的传感器组件300获取的提取力信号1702。同时测量的相应ECG信号1704也被示出用于比较。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。这样，传感器组件300可用于诊断诸如心律失常(例如，心房颤动)之类的疾病。还可以从该力信号1702中提取附加参数，包括心动周期的每个阶段的持续时间，心脏瓣膜打开和闭合时间1712、1714，心脏收缩性力水平，每搏输出量，心输出量和脉搏传导时间。

图18图示了在剑突处或其附近从类似于图3所示的传感器组件获取的所提取的力信号1802，该传感器组件定位在类似的位置处，其中采用粘合贴片代替皮带304。同时测量的相应ECG信号1804也被示出用于比较。可以看出，类似于图17，力信号1802提供对应于ECG信号1804的各种心脏指示。

图19图示了组合信号1902，该信号是由图4所示的传感器组件402的力传感器产生的力信号的代数和，其中一个传感器组件404放置在胸骨上切迹处或其附近的上胸上，另一个传感器组件402放置在心尖处或其附近的下胸上。通过使用被配置为导电圆顶的耦合器106作为ECG电极获得的相应ECG信号1904也被提供用于参考。可以看出，合成的组合信号1902表示通过心脏的中心动脉压的估计，由此可以估计各种参数，包括峰值反射波和发射波P1、P2。因此，应当理解，使用在此描述的传感器组件的力和/或速度的差分测量能够确定受试者的各个部分之间的血压梯度，而不仅仅是中心动脉压。例如，可以比较使用胸骨上切迹和股动脉(或锁骨下动脉或其它外周动脉)处的两个或更多个传感器组件的力和/或速度的测量值以确定外周血压。

图20图示了从传感器组件100的力传感器102(FSR)产生的力信号2002和从定位在如图3所示的剑突处或其附近的传感器组件100的位移传感器104(PZT)产生的位移速度信号的积分信号2004。该图示出了速度信号和力信号2002的积分2004的基本相似，速度是力位移的一阶导数。因此可以看出，力信号2002可用于在传感器操作之前或在监测期间实时校准速度信号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。另外，在两个信号2002、2004中也可以看到双峰切迹，在图20的每个图中用大箭头2010、2012突出显示。

图21图示了从力传感器(FSR)产生的力信号2102以及如图6所示从位于受试者300的手腕604上的桡动脉处或附近的传感器组件602的位移传感器(PZT)产生的位移速度信号2104。还示出了相应的ECG信号2106用于比较。每个图中的圆圈突出了每个信号2102、2104、2106中测量的可见p波。大箭头表示每个力和速度信号2102、2104中的双峰切迹。从图20可以看出，从在腕部604处测量的力和速度信号2102、2104接收的信号可以看到p波。

图22图示了通过低通滤波，例如使用上面参考图7描述的低通滤波器710，从相应的力和ECG信号2106、2108中提取呼吸信号2102、2104。

如上所述，传感器组件100、200可以设置有一个或多个加速度计，加速度计被配置为测量传感器组件100、200的加速度。图23图示了从加速度计120得到的加速度计信号2302以及从位于如图3所示的剑突处或其附近的传感器组件100的力传感器102得到的力信号2304。为了比较，还示出了记录的心音2306、光电体积描记图(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所记录的心音信号2306类似的特性。这样，可以看出加速度计2302能够用于产生表示体音的声音信号，如上面参照图7所述。

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示出由位移传感器104记录的五个呼吸周期，迹线2406示出由力传感器102记录的五个呼吸周期。

类似于图23，图25a图示了从图1a的传感器组件100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过滤呼吸伪影之后来自力传感器102的原始数据，并且迹线2504表示在去除呼吸伪影之后来自位移传感器104的原始数据。迹线2506是使用图7的信号调理电路从位移传感器104提取的心震图。迹线2508是从位移传感器104提取的声音图。迹线2510是为比较目的而提供的ECG信号。因此可以看出，通过适当的信号调理，可以从位移传感器104提取表示体音并提供心震图的信号，而不需要ECG设备。因此，佩戴传感器组件100、200的受试者能够在进行活动的同时被监测，并且不需要等待活动的完成、将ECG设备附着到受试者的身体。

图25b示出了从图1e所示的传感器组件400或图6b或6c所示的传感器装置610、650提取的两个曲线图。上部曲线图2520示出了由力传感器102和位移传感器104产生的力和位移信号，在该情况下力传感器102是FSR，位移传感器104由受试者300的手指612作用，在该情况下位移传感器104是压电传感器。下部曲线图2522示出了来自光学传感器的红光和红外光信号，在这种情况下，光学传感器是抵靠手指612放置的PPG传感器402、614。应当理解，下部曲线图2522的光学数据和从上部曲线图2520的位移传感器104得到的位移数据之间存在直接相关性。

由曲线图2522表示的光信号可以用于计算PPG传感器402、614的位置处的血氧饱和度。或者，PPG传感器402、614可以用于代替力传感器102和位移传感器104中的一个或两个，以允许心率跟踪。在该实例中没有示出后FSR信号，并且仅示出了红光和红外光信号，因为已经发现这些信号增强了准确计算血氧饱和度。

图26和图27分别是包括至少部分地封装在柔性载体层2304中的柔性传感器2302的传感器组件2300的截面图和平面图。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的弯曲或弯折而改变。柔性载体层2304能够弯曲，从而使传感器2302能够与应用传感器2302的受试者的表面的曲率一致。

柔性载体层2304优选由这样的材料制成，该材料虽然是柔性的，但基本上不能在垂直于层2304可以贴合的受试者的表面的方向上拉伸。这样，载体层2304以及因此柔性传感器2302的弯曲导致柔性传感器2302的电阻改变(当FSR时)，或者导致柔性传感器2302的特性改变。传感器组件2300还包括用于将传感器组件2300相对于受试者保持在适当位置的固定装置2306。例如，固定装置2306是用于将传感器组件2300附接到载体(例如，受试者穿着的衣服)的锚固点。衣服可以是衬衫、条带、皮带、背心等。同样地，传感器组件2300能够在没有固定装置2306的情况下戴在衣服的口袋中。上面关于传感器组件100、200描述的任何调节或信号处理模块或电路同样能够用于调节或产生来自柔性传感器2302的信号。

在使用中，传感器组件2300定位在受试者2500的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固定到受试者2500的胸部。呼吸期间胸廓的扩张导致柔性传感器2302弯曲，从而改变柔性传感器2302的特性(电阻或其它)。

图29图示了从传感器组件2300的柔性传感器2302产生的清晰的周期性呼吸信号，该传感器组件2300集成到如图28所示的穿戴在受试者2500上的衬衫的接缝中。

图30示出了传感器组件2700的示意性剖视图，该传感器组件2700是传感器组件2300的变型，其中，参照图26和27，除非另有说明，相同的附图标记表示相同的部件。传感器组件2700还包括柔性位移传感器2702，其被配置为产生表示传感器2702的速度或位移速度的速度信号。位移传感器2702耦合到柔性载体层2304的后表面。位移传感器2702可选地至少部分地封装在附加的柔性载体层2704中。在一个实施例中，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，该传感器组件2800是传感器组件2700的变型，其中，参照图30，除非另有说明，相同的附图标记表示相同的部件。传感器组件2800还包括安装在类似于图1b所示的组件200的力传感器202的位移传感器2702上的第二力传感器2802。可选地，第二力传感器2802至少部分地封装在类似于传感器组件2700的柔性载体层2304的柔性载体层2704中。与力传感器202类似，力传感器2802在向组件2800施加外部压力时改变阻力。因此，可以考虑这种外部施加的力(和相关的伪像)，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)以及PTT随受试者血压增加的变化。

将传感器组件100、200放置在健康受试者的胸壁和受试者的右髂总动脉上。迹线3202表示在去除呼吸伪影之后由位移传感器104在髂嵴处检测到的脉搏的速度，并且迹线3204表示在去除受试者的胸壁处的呼吸伪影之后由位移传感器104在受试者的心尖附近检测到的脉搏的速度。

在图32中，迹线3202和3204是在受试者进行锻炼，更具体地，俯卧撑之前测量的。值得注意的是，在受试者进行运动之前，基于123/68的健康受试者的静息血压，髂嵴-心尖滞后约为146ms。图33显示运动后PTT滞后显著降低，受试者血压升高至144/79。运动后，髂嵴-心尖滞后减少到约59ms。这表明当传感器组件100、200附着到受试者时，传感器组件100、200能够用于检测PTT。

图34-36示出了使用传感器组件100、200来测量心脏活动，更具体地，测量健康受试者在锻炼期间的心脏每搏输出量。图34示出了健康受试者休息时的各种参数。图35示出了以第一低速率进行举重的受试者的那些参数，而图36示出了以第二高速率进行举重的受试者的相同参数。

在该测试中，传感器组件100、200连接到受试者的胸壁。然后要求受试者以两种不同的速率举重，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测量的低频力心电图(FCG)。迹线3404表示由传感器组件100、200的力传感器102测量的高频FCG。迹线3406表示由传感器组件100、200的位移传感器104测量的呼吸努力。迹线3408表示标准ECG，并且用于比较。

结果清楚地证明了低频和高频FCG的振幅的一致增加，其与受试者心脏的努力水平成比例。特别地，关于在锻炼之前测量的FCG的值，低频FCG的振幅响应于以低速率举重而加倍，并且响应于以较高速率举重而成三倍。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响应于以低速率举重而增加大约1.5倍，并且响应于以较高速率举重而增加几乎两倍。这些结果证明，两个FCG分量携带关于心脏力学的不同信息，低频FCG比高频FCG与每搏输出量更相关。

图37示出了两个曲线图3702、3704。第一曲线图3702表示由传统的Littman电子(数字)听诊器记录的声音，第二曲线图3704表示由传感器组件100、200记录的声音，每个均放置在受试者的胸部上。第二曲线图3704是由力传感器102、202产生的信号和由位移传感器104产生的信号的标量乘法的结果，产生最小化或完全避免附加调制的信号。″S1＂和″S2＂识别指示典型心音的信号3702、3704的部分。通常称为S1的第一心音或″lub＂是由心脏收缩期开始时二尖瓣和三尖瓣闭合产生的湍流引起的。通常称为S2的第二心音或″dub″是由主动脉瓣和肺动脉瓣的闭合引起的，标记为心脏收缩末期。

图38A和图38B是示出使用传感器组件100、200来检测声音的框图。在该图中仅示出了组件100，然而应当理解，组件200也可以如图所示使用。

图38A，以及类似地，图38B示出了两个方法分支3802、3804，每个分支仅在步骤3806和3808采用带通过滤。应当理解，其它滤波器也是合适的，并且在本公开的范围内，例如高阶滤波，以允许利用组件100、200提取声音。如步骤3810所示，由传感器110、104产生的力和位移信号可以在滤波和归一化之后被处理，例如被标量地相乘，以增强声音清晰度，或者以其他方式增强信噪比。在步骤3812，可以使用用户定义的音调作为载波来调制声音输出，例如振幅调制，所述用户定义的音调对于人类听觉带宽(例如200Hz)是可察觉的，从而允许在具有高水平背景噪声的环境中听诊。

图39A和图39B是被配置为允许标识受试者的系统3900的框图。系统3900示为包括组件200。在其它实施例中，系统3900附加地或可选地包括组件100。系统3900被配置接收由组件100、200的力传感器102、202和位移传感器104响应于接触耦合器106的受试者(人)而产生的原始信号，并且处理这些信号以识别受试者。图39C示出了使用机器学习来更新用于识别受试者的比较信号的流程图。该过程可以从获得信号/数据开始，其中数据可以被分割成预定百分比以用于训练或测试。在该特定实施例中，所获得的数据的80％可以被分配给待训练的机器，并且这可以是训练数据。获得的数据的另外20％可以分配给机器进行测试，并且这可以是测试数据。可以理解，用于训练和测试的预定百分比可以变化。经过训练的数据可以通过对连续变量或离散变量的以下参数进行分类而形成为训练模型。然后，经过训练的模型可以转到测试模型，在测试模型上使用其它百分比的测试数据。测试模型的适用性可通过使用混淆矩阵评估分类模型的性能。该矩阵将实际目标值与由机器学习模型预测的那些目标值进行比较。模型的误差可以通过在预测定量数据中使用RMSE或均方根计算来执行。

应当理解，可以通过利用处理器标识一个或多个唯一的生理信号或信号的唯一部分(例如，响应于操作传感器组件100、200的人而产生的信号)来实现对特定人的识别。在2015年8月14日生物医学工程在线中发表的由Antonio Fratini、Mario Sansone、PaoloBifulco和Mario Cesarelli所著的″通过心电图分析进行个体标识″中公开了相关的基于ECG的方法的示例(Fratini等人，BioMed Eng OnLine(2015)14：78，DOI10.1186/s12938-015-0072-y)。

唯一的生理信号或信号的方面可以存储在存储器中。这些信号可以响应于用户接触系统3900的传感器组件100、200而产生，或者用替代系统或设备获得。响应于操作组件100、200的受试者而产生的信号的时间、频率和形态特征可以由处理器与存储在存储器中的样本进行比较，以允许标识受试者。这可以包括基于存储在存储器中的同一受试者的至少一个标准化历史信号来确定标识。在一些实施例中，系统3900包括配置成产生光学体积描记信号的光学体积描记传感器以及配置成产生心电图信号的成对心电图电极中的至少一个。在这样的实施例中，受试者的标识确定可以基于存储在存储器中的相同受试者的至少两个标准化历史信号的组合。用户佩戴或附着的形态点可以与设备中的形态带和力传感器通信。虽然形态点可能需要用户的手指接触，但是为了获得用户的生命信息，在突发事件的情况下，形态点还可以有利地包括用于在使用时确定用户的位置和/或移动的加速度计。该位置信息是重要的，特别是对于老年患者，该信息可以表示受试者是否突然跌倒或受试者是否处于休息的躺卧位置。在检测到突然跌倒的情况下，形态点可以向护理人员或负责患者或受试者的人传达或发出警报。在突然跌倒使用户失去知觉的情况下，该警报可以在没有或没有用户的手指与形态点接触的情况下发出声音。这是有优势的，即使发生该事件时受试者是单独的或不受约束的，将提醒某人并且可以尽快立即照顾受试者。

操作系统3900可以涉及人手动地将触摸或力的编码图案施加到组件100、200，例如在限定的时间段内改变压力和/或接触持续时间，如下面更详细描述的。编码图案可以作为特定配置的密码或其他认证码存储在存储器中，允许或引起进一步的动作，例如访问数字或物理环境。例如，处理器可以被配置为识别发射紧急报警信标的特定模式。在一些实施例中，如图39所示，系统3900被配置为″闭环″通过编码振动向用户提供反馈，例如可以通过操作位移传感器104在传感器组件100、200中引起，在该实施例中位移传感器104是压电元件。该反馈通常被配置为允许用户感知已识别的编码图案和授权的进一步动作。

图40示出了传感器组件100、200的实施例，传感器组件100、200被配置为识别受试者，并且使用布置在受试者的指尖4002处或其附近的组件100、200来产生信号。可以响应于识别所产生的信号的独特方面(例如，特定峰和谷)的单一或组合来识别受试者。

图40所示的实施例可以通过与手指4004的手掌侧接触放置来操作，以使组件100、200产生信号，从而识别受试者。该实施例通常包括连接到电池(未示出)和计算机模块(未示出)的传感器组件100、200，该计算机模块被配置为例如经由蓝牙或Wi-Fi无线通信协议来处理、存储信号并将信号发送到诸如PC、智能电话或集线器之类的另一计算设备，或者发送到远程主机服务器(″云计算机＂)与信号数据库进行比较。

在一些实施例中，组件100、200可以嵌入在设备或结构中，例如键盘的键，或智能电话的屏幕，或家具的区域，和/或布置在受试者上。这可以允许数字授权动作，例如安全地打开或关闭电动装置，例如车辆、计算机或移动电话，或者允许访问建筑物或区域。该方法还可以授权对数字系统的访问，该数字系统需要超出常规手动或生物计量授权的安全级别，或者代替常规手动或生物计量授权，例如密码、文本代码、指纹、眼睛扫描或面部识别方法。

操作图40中所示的组件100、200的实施例可以涉及受试者手动调整以下各项中的一项或多项：施加在组件100、200上的压力/力；与组件100、200接触的持续时间；或者实现与组件100、200的间歇接触，例如，在限定周期内的特定接触脉搏。当以这种方式操作时，组件100、200的这个实施例被配置为检测力的一个或多个限定的模式，并且因此执行进一步的动作，这可以允许提供附加的安全级别。例如，该方法可以授权例如在诸如健康状态下降或不利变化的事件之后向另一电子装置或系统发送警报信号。

操作图40中所示的组件100、200的实施例可以包括受试者手动间歇地将耦合器106与手指的手掌侧接触，以使得所得到的力和/或位移信号，或信号的分析记录(例如，心率、呼吸率或血压)被发送到另一装置或系统。例如，在一些实施例中，可以将数据发送到远离受试者的个体或群体，以提示处理健康状况的不利变化的动作。

图41a至41c示出了力信号4102、4104和位移信号4106的曲线图，力信号4102，4104和位移信号4106从图40所示的组件100、200的实施例中获得，并且由间歇地接触组件100、200以产生脉搏信号的受试者操作，如上所述。信号4102、4104、4106单独地或组合地可以是唯一的或定义唯一的方面，并且因此允许处理以识别受试者。

图42A示出了从图40所示的组件100、200的实施例获得的信号4202、4204、4206的三个曲线图，并且由间歇地接触组件100、200以产生三个脉搏信号的三个不同受试者操作，如上所述。如图42A所示，每个受试者产生唯一的信号曲线图，其可以被处理以允许识别受试者。例如，特定受试者可引起搏动宽度、双峰切迹的存在和定时以及信号峰值的振幅中的任一者的变化。

图42B示出了另一种布置，其中单个传感器组件610相对于受试者的手指612固定，通常通过可释放的或弹性可变形的机构(例如，条带或套(未示出))保持在适当位置。应当理解，示出固定到手指612的组件610仅是示例性的，并且组件610可配置为固定到受试者300的身体的其他部分。传感器组件610包括邻近光学传感器布置的传感器100，在该实施例中为多色PPG传感器614。在其他实施例(未示出)中，脉搏血氧饱和度传感器被附加地或替代地布置到PPG传感器614。这种布置允许同时收集来自位于组件610同一侧的单独传感器100、614的血量信号，以感测手指上彼此相邻布置的位置。图42C示出了另一布置，其中单个传感器组件650相对于受试者的手指612固定，通常通过可释放或弹性变形可变形的机构(例如，条带或套(未示出))保持在适当位置。应当理解，示出固定到手指612的组件650仅是示例性的，并且组件650可配置为固定到受试者300的身体的其他部分。传感器组件650包括布置成与光学传感器相对的传感器100，在该实施例中为多色PPG传感器614。在其他实施例(未示出)中，脉搏血氧饱和度传感器被附加地或替代地布置到PPG传感器614。这种布置允许从位于手指612的相对侧上的单独传感器100、614同时收集血量信号。

图43a至43d示出了用于将手指施加到后耦合器上以测量从心脏上方到手指指尖的脉搏传导时间的各种方法。当将从手指得到的脉搏信号/压力波与位于心脏上方的前力传感器进行比较时，信号之间的定时差是心脏信号从用户的心脏到手指的脉搏传导时间。动脉压力波传播的速度(或固定距离的定时)与血压成正比。

图43a示出了根据图1d中的组件以辅助气压丘的形式施加到后部耦合器111上的手指113。脉搏响应可以由背部力传感器202检测，该背部力传感器202具有断开间隙4302，该断开间隙4302可以简单地产生以允许将背部力传感器安装到襟翼或门中。根据图1c的前部传感器组件感测来自心脏上的皮肤表面4301的信号。

图43b示出了根据图1b的两个单独的传感器组件，一个位于胸部4301上，一个位于手指113上。

图43c示出了另一种结构，其中手指113上的实施例不包括如图1c所示的背部力传感器。

图43d示出了另一种布置，其中手指113上的传感器组件仅仅是前力传感器组件4303并且不包括位移传感器114、104、116。

图44示出了同时从图43a中的实施例记录的各种信号，其包括ECG 4404、位移传感器4405、前力传感器4406、来自手指的力传感器以及来自手指的黄金标准血压信号4407。两个脉搏之间的定时差允许测量脉搏传导时间4401。在这种情况下，两个力传感器位于一个装置上，前力传感器位于胸部上方，手指位于背部力传感器，背部力传感器与前传感器断开。该实施例测量从胸部到指尖的脉搏传导时间4401。应当注意，从心电图到外围部位测量的时间被称为脉搏到达时间(PAT)4402，并且包括心脏射血前期(PEP)4403，因此PAT是到具有脉搏波的第二部位的R波，PTT是到达脉搏波的脉搏波，并且差值计算为PAT-PTT＝PEP。

图45a示出了压电传感器4504和力传感器4505的手臂与胸部上的信号的比较。将这些与ECG信号(4503)和来自手指的血压信号(4506)进行比较。信号定时高亮，显示胸部4501和手臂4502信号的PAT。

图46a示出了位于胸部上的两个传感器，一个在心尖4601上方，第二个在胸骨上切迹/主动脉弓4602上方。图46b示出了同时从图46a中的实施例记录的各种信号，其包括ECG4603、位移传感器4604、前力传感器4605以及来自手指4606的黄金标准血压信号，允许测量触发(ECG上的R峰值)和心尖运动4607之间的延迟，并且还测量心尖和主动脉弓射血时间4608之间的延迟。得到的PAT给出了中心血压的测量。

图47a示出了来自ECG 4701、压电传感器4702、力传感器4703和手指BP监视器4704的信号。存在呼吸4705和运动4706的各种伪影。图47b示出了去除伪像的信号4707、4708、4709，揭示了信号的类似形状。如果压电和力传感器信号针对来自手指血压监视器(收缩和舒张成分)4710的单次搏动进行校准，则压电或力传感器可用于血压的正在进行的测量。

图48a示出了背部力传感器4801连接到前部皮肤4806接触力传感器4803和压电传感器4802的实施例。可以通过FSR测量、应用校准质量和/或渐进校准力来校准组装的传感器，单位为克/牛顿。净力可用于校准压电传感器。一旦大的DC分量已经被模拟地去除，则可以使用背部FSR来实现更高的记录增益。

由前部FSR 4804测量的力的经校准的DC分量与由后部FSR 4805测量的力的DC分量之间的差异给出了身体区域/组织顺应性的指示。图48b示出了胸部4807和手腕4808之间在顺应性4809″上的这种差异。

本文所述的一个或多个传感器组件可以以任何组合方式集成到医疗装置中，用于在各种情况下原位监测受试者。例如，这些传感器组件能够被安装在床垫、椅子或座部之中或之上；汽车的安全带或方向盘；动物的项圈、皮带、附接的贴片、背带或耳标；并且被配置为监测该受试者的多个生理参数中的一个(例如，以上描述的那些中的任一个)。此外，传感器组件可以被配置为检测和监测受试者相对于座位、床或床垫上的传感器组件的移动和位置。这种监测在防止褥疮(其中传感器组件集成到床垫等中)方面是有利的。

应当理解，本公开的实施例可用于诊断和监测多种人类和动物疾病和病症，其中此类疾病和病症可通过测量皮肤的力、位移和/或加速度来诊断和监测。心脏病症和疾病的非限制性实例包括良性杂音、硬化、高血压、心绞痛、心肌梗塞、心室动脉瘤、二尖瓣脱垂(MVP)、孤立的短声和杂音、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、心脏不同步、收缩性心力衰竭、舒张性心力衰竭、肺栓塞、肺心病、动脉僵硬等。

还可以诊断肺部疾病和肺部病症，包括肺充血。本公开的实施例还可用于诊断和监测睡眠障碍，诸如睡眠呼吸暂停，例如通过将如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受试者颈部周围的其他位置。传感器组件可以被配置为监测打鼾，吞咽，气道(例如，气管)周围的肌肉收缩，气道中的尺寸减小，可选地，除了呼吸之外。

动脉和/或静脉病症(钙化、塌陷等)可通过将本文所述的一个或多个传感器组件放置在待监测的动脉或静脉处或附近的受试者上来诊断和监测。在一些实施例中，例如，传感器组件可以双侧地定位在两个臂或腿，或一个臂和一个腿的各自的左动脉和右动脉处，并且可以在不同肢体上的左动脉和右动脉之间进行比较以确定一个或另一个动脉(或两者)的状况。

在上述任一实施例中，传感器组件可以集成到可穿戴设备中，用于短期或长期使用，并且可以收集和存储力、速度和/或加速度测量结果，从而可以通过例如远程健康咨询或随时间实时监控病症和疾病。

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。怀孕受试者可以在接近子宫的皮肤上的位置处佩戴一个或多个传感器组件，收缩引起皮肤的力位移，并且相应的信号从传感器组件的力和位移传感器以及可选的加速度计导出。

这里描述的传感器组件不仅可以用于测量、诊断和监测人或动物受试者，还可以用于监测这些受试者中的胎儿活动。例如，可以将诸如传感器组件100、200的一个或多个传感器组件放置在胃周围的位置处，以便以类似于以上参照人类或动物受试者本身所描述的方式来监测动物或人类受试者的子宫中胎儿的运动、呼吸和心脏信号。通过将胎儿信号(例如，运动和/或心率)与定位成测量母体信号的其它传感器进行比较，胎儿信号的变化可与母体信号的变化(例如，处于先兆子痫风险中的母亲的血压)相关联。

在这里描述的实施例中，特别是参考图3至5，传感器组件固定到躯干的前部。例如，图4示出了位于正面听诊位置的传感器组件。应当理解，一个或多个传感器组件可以固定到动物或人类受试者的躯干的背部，例如在躯干背部上的标准听诊位置，而不脱离本公开的范围。

特别地，本领域的普通技术人员应该理解，受益于本公开，这里描述的各种操作，特别是结合附图描述的各种操作，可以由其它电路或其它硬件组件来实现。可以改变执行给定方法的每个操作的顺序，并且可以添加、重新排序、组合、省略、修改等在此示出的系统的各种元件。旨在本公开包含所有这样的修改和改变，并且因此，以上描述应当被认为是说明性的而不是限制性的。

类似地，尽管本公开参考了特定实施例，但是在不脱离本公开的范围和覆盖的情况下，可以对这些实施例进行某些修改和改变。此外，本文关于具体实施例描述的任何益处、优点或问题的解决方案不旨在被解释为关键的、必需的或必要的特征或要素。

同样地，受益于本公开的其它实施例对于本领域的普通技术人员将是容易理解的，并且这样的实施例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)上实现实施例。因此，该代码可以包括传统的程序代码或微代码，或者例如用于设置或控制ASIC或FPGA的代码。该代码还可以包括用于动态配置诸如可重编程逻辑门阵列的可重配置装置的代码。类似地，代码可以包括用于诸如Verilog TM或VHDL(超高速集成电路硬件描述语言)的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耦合组件之间。在适当的情况下，为了配置模拟硬件，可编程模拟阵列或类似设备上运行的代码来实现实施例，以便配置模拟硬件。

注意，如这里所使用的，术语模块将用于指代功能单元或块，其可以至少部分地由诸如定制定义的电路之类的专用硬件组件来实现，和/或至少部分地由一个或多个软件处理器或在适合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它模块或功能单元。模块可以由不需要共处一地的多个组件或子模块提供，并且可以在不同的集成电路上提供和/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，可以对上述实施例进行多种变化和/或修改。因此，本实施例在所有方面都被认为是说明性的而不是限制性的。

Claims (42)

1.一种用于感测受试者的生理参数的设备，所述设备包括：

具有力感测表面的力传感器，其中所述力传感器被配置为产生表示所述受试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，所述位移传感器具有位移感测表面，其中所述位移传感器被配置为生成表示所述受试者的器官的位移速度的第二信号；以及

耦合器，所述耦合器被布置在所述力传感器和所述位移传感器之一上，所述耦合器被配置为将所述力传感器和所述位移传感器与所述器官机械地耦合；以及

其中所述位移感测表面在尺寸上相对于所述力感测表面是一致的或更小的。

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，所述耦合器具有小于所述力传感器的最大平面面积的最大平面面积。

5.根据权利要求4所述的设备，其中，所述耦合器的最大平面面积近似于所述位移传感器的最大平面面积。

6.根据权利要求5所述的设备，其中，所述力传感器安装到所述位移传感器，并且其中所述力传感器包括耦合到所述耦合器的可操作后表面的可操作前表面以及耦合到所述位移传感器的可操作前表面的可操作后表面。

7.根据权利要求1至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具有与所述耦合器的可操作后表面耦合的可操作前表面，并且其中，所述力传感器和所述位移传感器同心地布置在所述耦合器的所述可操作后表面上。

8.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其中，所述位移传感器被配置为使得所述第二信号表示由所述受试者的器官产生的体音。

9.根据前述权利要求中任一项所述的设备，还包括至少一个光学传感器，所述光学传感器被配置为产生表示所述受试者的循环中的血液的体积变化的第三信号。

10.根据权利要求9所述的设备，其中，所述至少一个光学传感器被配置为与所述力传感器、所述位移传感器和所述耦合器分开地步置在所述受试者上。

11.根据权利要求9所述的设备，其中，所述至少一个光学传感器固定在所述力传感器附近。

12.根据权利要求10或11所述的设备，其中，所述耦合器被成形为至少部分地围绕所述光学传感器，使得所述耦合器与所述光学传感器机械地分离。

13.根据权利要求9至12中任一项所述的设备，包括多个光学传感器，所述多个光学传感器可以一起操作以产生表示血氧饱和度水平的第四信号。

14.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其中，所述耦合器包括温度传感器，并且电耦合到处理电路，所述处理电路被配置为响应于所述耦合器被布置为抵靠所述受试者来测量温度。

15.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其中，所述耦合器被配置为第一导电电极，并且被电耦合到处理电路，所述处理电路被配置为当所述耦合器被布置为抵靠所述受试者时测量生物电势。

16.根据权利要求1至14中任一项所述的设备，还包括被配置为环形环的第一导电电极，所述环形环电耦合到处理电路，所述处理电路被配置为当所述环形环被布置为抵靠所述受试者时测量生物电势。

17.根据权利要求15或16所述的设备，包括第二导电电极，所述第二导电电极被布置为与所述第一导电电极隔开并且与所述第一导电电极隔离，以允许布置为抵靠所述受试者的另一部分，所述第二导电电极耦合到所述处理电路，以允许在所述第一导电电极和所述第二导电电极被布置为抵靠所述受试者时测量另外的生物电势。

18.根据权利要求15至17中任一项所述的设备，包括第三导电电极，所述第三导电电极布置成与所述第一和第二导电电极间隔开并与所述第一和第二导电电极隔离，以允许布置为所述受试者的另一部分，所述第三导电电极耦合到所述处理电路，以允许在所述第一、第二和第三导电电极被布置为抵靠所述受试者时测量另外的生物电势，并且其中所述第三导电电极是相对于所述第一电极和所述第二电极可移动的。

19.根据权利要求15至18中任一项所述的设备，其中，所述处理电路被配置为响应于抵靠所述受试者布置的任何导电电极来测量所述受试者的心电图(ECG)，并且被配置为生成表示所述ECG的第四信号。

20.一种用于感测受试者的生理参数的设备，所述设备包括：

力传感器，所述力传感器被配置为产生表示所述受试者的器官的力位移的第一信号；

至少一个光学传感器，所述至少一个光学传感器被配置为产生表示所述受试者的循环中的血液的体积变化的第二信号；以及

设置在所述力传感器上的耦合器，所述耦合器被配置为将所述力传感器与所述器官机械地耦合。

21.根据前述权利要求中任一项所述的设备，还包括第二力传感器，所述第二力传感器被配置为测量施加到所述设备的可操作后表面的力。

22.根据权利要求9至11、20至21中任一项所述的设备，其中，所述至少一个光学传感器使用至少一个光波长来感测所得到的信号。

23.根据前述权利要求中任一权利要求所述的设备，其进一步包括第二力传感器，所述第二力传感器被配置为测量施加到所述设备的可操作后表面的力，并且其中所述第二力传感器是力感测电阻器(FSR)。

24.根据权利要求23所述的设备，其中，所述第二力传感器耦合到所述位移传感器的可操作后表面。

25.根据前述权利要求中任一项所述的设备，还包括至少一个处理器，所述至少一个处理器被配置为基于所述第一信号和所述第二信号来确定所述生理参数。

26.根据权利要求25所述的设备，其中，所述至少一个处理器被配置为基于所述第一信号校准从所述位移传感器或所述光学传感器接收的所述第二信号。

27.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其中，所述生理参数包括以下参数中的至少一者：心脏搏动、血压、子宫收缩、胎儿活动、呼吸、所述受试者的心脏瓣膜的打开时间、所述受试者的心脏瓣膜的闭合时间、所述受试者的心脏的收缩性水平、所述受试者的血管的僵硬度、所述受试者的心脏的每搏输出量、心输出量和血液脉搏传导时间。

28.根据权利要求27所述的设备，其中，所述生理参数是血压，并且所述待测量的参数包括中心血压和外周血压中的至少一者。

29.一种用于增强由传感器组件产生的信号的信噪比的方法，所述组件包括力传感器和位移传感器，所述方法包括：

将所述位移传感器布置在所述受试者上的位置处，所述位移传感器被配置为生成表示位移的第一信号；

将所述力传感器布置在所述受试者上的相同位置处，所述力传感器被配置为生成表示力位移的第二信号；以及

操作至少一个处理器，所述至少一个处理器耦合到所述位移传感器和所述力传感器，并且被配置为处理所述力和位移信号。

30.根据权利要求29所述的方法，其中，所述处理包括将所述第一信号与所述第二信号相乘。

31.一种测量受试者的生理参数的方法，所述方法包括：

从机械地耦合到所述受试者上的第一位置的第一力传感器接收第一信号；

从机械地耦合到所述受试者上的第二位置的第二力传感器接收第二信号，所述第二位置与所述第一位置分离；以及

基于所述第一和第二信号的比较来确定所述生理参数。

32.根据权利要求31所述的方法，其中，所述比较包括包括脉搏传导时间的所述第一信号和所述第二信号之间的差，并且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)，并且其中所述生理参数包括血压、子宫收缩和胎儿活动中的至少一者，并且其中所述生理参数是血压，并且其中所述方法包括测量中心血压和外周血压中的至少一者。

33.根据权利要求32所述的方法，其中，所述第一位置在所述受试者的上胸部，其中所述第二位置在所述受试者的下胸部，并且其中所述待测量的生理参数是中心血压。

34.根据权利要求32所述的方法，其中，所述第一位置在所述受试者的胸部，其中所述第二位置接近所述受试者的股动脉和锁骨下动脉之一，并且其中所述待测量的生理参数是外周血压。

35.一种用于感测受试者的至少一个参数的设备，所述设备包括：

具有随着挠曲而变化的阻抗的柔性传感器构件；以及

柔性载体，所述柔性载体围绕所述柔性传感器构件并且被配置为保持所述柔性传感器构件的接触表面靠近所述受试者的表面，使得所述受试者的表面的形状的改变引起所述柔性传感器弯曲。

36.根据权利要求35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)，其中所述载体是织物载体和弹性体载体中的至少一者，其中所述载体包括条带和粘合贴片中的至少一者，其中所述载体包括所述受试者穿着的衣服，并且其中所述衣服包括衬衫、胸带、腰带、背心、夹克和外套中的至少一者。

37.根据权利要求35至36中任一项所述的设备，其中，所述受试者的表面是所述受试者的胸部，并且其中所述柔性载体被配置为保持所述接触表面靠近皮肤，使得由于呼吸引起的所述胸部的膨胀和收缩导致所述柔性传感器弯曲，其中所述设备还包括至少一个处理器，所述至少一个处理器被配置为基于所述柔性传感器构件的阻抗生成所述至少一个参数，其中，所述至少一个参数是呼吸。

38.根据权利要求35至37中任一项所述的设备，其中，所述设备适于

将所述柔性传感器定位在接近受试者的器官的第一位置处；以及

基于所述柔性传感器元件的阻抗来确定所述至少一个参数。

39.一种用于识别受试者的系统，所述系统包括：

至少一个第一力传感器，所述第一力传感器被配置为产生表示力的力信号；

位移传感器，所述位移传感器被配置为产生表示位移的位移信号，所述力传感器和所述位移传感器相对于彼此布置成允许定位在受试者的基本上相同的位置处以便允许产生所述信号；以及

耦合到所述力传感器和所述位移传感器的至少一个处理器，所述至少一个处理器被配置为处理所述力信号和所述位移信号以确定所述受试者的标识。

40.根据权利要求39所述的系统，其中，所述至少一个处理器耦合到存储器，并且被配置为基于存储在所述存储器中的相同受试者的至少一个标准化历史信号来确定所述受试者的标识，所述系统还包括被配置为生成光学体积描记信号的光学体积描记传感器以及被配置为生成心电图信号的成对心电图电极中的至少一者；

其中所述至少一个处理器耦合到所述光学体积描记传感器和/或所述成对心电图电极，所述传感器和/或所述成对心电图电极被配置为处理所述力和位移信号中的至少一者以及所述光学体积描记和心电图信号中的至少一者以确定所述受试者的标识，其中所述至少一个处理器被配置为基于存储在所述存储器中的针对相同受试者的至少两个标准化历史信号的组合来确定所述受试者的标识，其中，所述系统产生所述信号中的一个或多个的每个操作使得所述一个或多个相应的标准化历史信号被更新。

41.根据权利要求39至40中任一项所述的系统，其中，所述系统被布置为接触所述用户的手指的手掌侧，以允许产生所述力信号和所述位移信号，所述受试者由所述处理器识别。

42.根据权利要求41所述的方法，其中，所述系统被布置为接触食指的指尖，并且其中响应于所述受试者调节由所述手指施加的接触力和接触周期中的一者或多者，所述处理器被配置为将警报信号传送到一个或多个远程定位的装置或系统，并且其中响应于所述受试者调节由所述手指施加的接触力和接触周期中的一者或多者，所述处理器被配置为将记录的信号和分析的信号中的至少一者传送到一个或多个远程定位的装置或系统。