JP2014509231A - 耳装着型の複数バイタルサインのモニタ - Google Patents

Abstract

バイタルサインを監視するための方法およびモニタ。一実施形態では、バイタルサインモニタは、装着者の耳に隣接して適合するように寸法設定および成形された筐体と、バイタルサインを測定するための電子モジュールとを含む。バイタルサインを測定するための電子モジュールは、筐体内に位置し、プロセッサと通信する複数のバイタルサイン感知モジュールを含む。複数の感知モジュールは、心弾動図（ＢＣＧ）モジュール、光電脈波（ＰＰＧ）モジュール、加速度計モジュール、温度測定モジュール、および心電図（ＥＣＧ）モジュールから成る群から選択されるモジュールのうちの少なくとも２つを含む。一実施形態では、プロセッサは、複数のバイタルサイン感知モジュールからの信号に応答して、付加的バイタルサインを計算する。

Description

（発明の分野）
本発明は、生理学的モニタの分野に関し、より具体的には、バイタルサインを測定するための装着式デバイスに関する。

（背景）
バイタルサインの監視は、高齢者、病人、および負傷者のケアにおける重要な処置である。監視は、装着者の病気の原因に関する診断の手掛かりを提供するだけではなく、また、装着者の状態が悪化している場合、事前に警告を提供する。

加えて、健康な個人は、多くの場合、瞬時的および経時的の両方において、その身体的状態を追跡するために運動しながら、バイタルサインを測定することを所望する。そのような監視は、フィードバックをユーザに提供し、疾患の危険性を識別することに役立つ。

バイタルサインを監視するために、複数の広範な特殊デバイスが、典型的には、病院等の制御された環境内で使用される。これらのデバイスの大きさおよびコストは、自宅での使用には、不適切である。しかしながら、医療コストを削減し、患者がより早く回復するのを支援するためには、多くの場合、患者が、病院でのケアから在宅ケアに移行されることが所望される。その多くは、長期間の高価な機器の貸与を要求する。加えて、異なるバイタルサインを自宅で測定するためのセンサは、装着者がその普段の機能を果たしている間、装着するには大き過ぎ、かつ装着が困難である。

高価な嵩張る感知デバイスを使用せず、装着者のバイタルサインが監視されることを可能にし、装着者がその普段の機能を果たすことを可能にするであろうデバイスが必要とされる。本発明は、これらの課題に対処する。

一側面では、本発明は、耳に隣接して装着するためのバイタルサインモニタに関する。一実施形態では、バイタルサインモニタは、装着者の耳に隣接して適合するように寸法設定および成形される、筐体と、バイタルサインを測定するための電子モジュールとを含む。一実施形態では、バイタルサインを測定するための電子モジュールは、筐体内に位置し、プロセッサと通信する複数のバイタルサイン感知モジュールを含む。複数の感知モジュールは、心弾動図（ＢＣＧ）モジュール、光電脈波（ＰＰＧ）モジュール、加速度計モジュール、温度測定モジュール、および心電図（ＥＣＧ）モジュールから成る群から選択されるモジュールのうちの少なくとも２つを含む。一実施形態では、プロセッサは、複数のバイタルサイン感知モジュールからの信号に応答して、付加的バイタルサインを計算する。別の実施形態では、プロセッサは、ＥＣＧ、ＢＣＧ、またはＰＰＧモジュールから、心拍数を測定する。さらに別の実施形態では、プロセッサは、ＥＣＧ、ＢＣＧ、またはＰＰＧモジュールから、呼吸数を測定する。なおもさらなる別の実施形態では、プロセッサは、加速度計モジュールからの信号に応答して、方位（ｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ）および運動を決定する。一実施形態では、プロセッサは、ＢＣＧモジュールからの信号に応答して、１回拍出量を測定する。別の実施形態では、プロセッサは、ＢＣＧモジュールからの信号に応答して、心拍出量を導出する。さらに別の実施形態では、プロセッサは、ＥＣＧおよびＢＣＧモジュールからの信号に応答して、血圧を計算する。なおもさらに別の実施形態では、プロセッサは、ＥＣＧおよびＰＰＧモジュールからの信号に応答して、血圧を計算する。一実施形態では、プロセッサは、ＰＰＧモジュールからの信号に応答して、血液の酸素化を計算する。別の実施形態では、プロセッサは、温度測定モジュールからの信号に応答して、温度を測定する。別の実施形態では、プロセッサは、ＥＣＧおよびＢＣＧモジュールからの信号に応答して、前駆出期における変化を計算する。

さらに別の実施形態では、電子モジュールはさらに、測定および計算されたバイタルサインに応答して、情報をユーザに提供するためのディスプレイモジュールを含む。一実施形態では、ディスプレイモジュールは、容認可能範囲外にある、測定および計算されたバイタルサインに応答して、情報をユーザに提供する。一実施形態では、ディスプレイモジュールは、聴覚情報を提供する。別の実施形態では、電子モジュールはさらに、記録されたデータを保存するためのメモリモジュールを備える。さらに別の実施形態では、電子モジュールはさらに、データを基地局に送信するための無線通信モジュールを備える。なおも別の実施形態では、基地局は、測定および計算されたバイタルサインに応答して、フィードバックをユーザに提供する。さらに別の実施形態では、基地局は、容認可能範囲外にある、測定および計算されたバイタルサインに応答して、情報をユーザに提供する。さらに別の実施形態では、基地局は、測定および計算されたバイタルサインに基づいて、電子モジュールの動作を制御する。なおもさらに別の実施形態では、プロセッサは、ＥＣＧ信号、ＢＣＧ信号、ＰＰＧ信号、および加速度データのうちの１つ以上に応答して、心拍数、呼吸数、および血圧のうちの１つ以上のエラー検出を行う。
別の実施形態では、モニタはさらに、プロセッサが、ＥＣＧデータに応答して、ＢＣＧおよびＰＰＧモジュールをオンおよびオフにし、電力消費を削減するために使用する、スイッチを含む。さらに別の実施形態では、モニタはさらに、プロセッサが、ＢＣＧデータに応答して、ＰＰＧモジュールをオンおよびオフにし、電力消費を削減するために使用する、スイッチを含む。なおもさらに別の実施形態では、モニタは、プロセッサが、加速度計データに応答して、電力消費を削減するように、ＥＣＧ、ＢＣＧ、またはＰＰＧモジュールをオンおよびオフにするために使用する、スイッチを含む。なおも別の実施形態では、モニタは、ＥＣＧおよびＢＣＧ信号、またはＥＣＧおよびＰＰＧ信号のいずれかの相互相関を使用して、血圧を計算する。別の実施形態では、モニタは、ＥＣＧ、ＢＣＧ、およびＰＰＧ信号のうちの２つの相互相関を使用して、心拍数を計算する。

別の側面では、本発明は、ＰＰＧ監視デバイスに関する。一実施形態では、ＰＰＧ監視デバイスは、装着者の耳に隣接して適合するように寸法設定および成形される、筐体と、筐体内に位置する、ＰＰＧモジュールとを含む。ＰＰＧモジュールは、装着者の耳に隣接する皮膚に伝送するように配置される、異なる波長の少なくとも２つの光源と、皮膚から反射された光を受容するように配置される、少なくとも１つの光ダイオードと、光ダイオードと通信し、第１の増幅器出力信号を提供する、第１の増幅器とを含む。別の実施形態では、ＰＰＧ監視デバイスは、第１の増幅器と通信する、復調回路に続いて、サンプルホールド回路を含む。別の実施形態では、ＰＰＧ監視デバイスは、他の光源と異なる波長を有する、第３および第４の光源を含む。別の実施形態では、ＰＰＧ監視デバイスは、ハイパスフィルタと、第１の増幅器と通信する、第２の増幅器とを含む。なおもさらに別の実施形態では、ＰＰＧ監視デバイスは、第２の増幅器と通信する、サンプルホールド回路を含む。ＰＰＧ監視デバイスの別の実施形態では、差動増幅器は、第１の増幅器と通信し、ＤＣ成分を差し引き、第２の利得増幅器に送信されるＡＣ成分を提供する。さらに別の実施形態では、ＰＰＧ監視デバイスはさらに、第１の増幅器と通信する、ローパスフィルタおよびハイパスフィルタを含む。別の実施形態では、バンドパスフィルタに続く復調器およびローパスフィルタは、第１の増幅器と通信する。ＰＰＧ監視デバイスのなおもさらに別の実施形態では、ハイパス、ローパス、およびバンドパスフィルタは、ソフトウェア内に実装される。

本発明の別の側面は、ＢＣＧ監視デバイスに関する。一実施形態では、ＢＣＧ監視デバイスは、装着者の耳に隣接して適合するように寸法設定および成形され、装着者の頭部の乳様突起部に配置され、機械的運動を電気信号に変換することによって、頭部の運動を感知する、２つの容量電極を有する筐体と、筐体内に位置するＢＣＧモジュールとを含む。別の実施形態では、ＢＣＧモニタは、出力端末と、各入力端末が、容量電極のそれぞれの１つと通信し、差動信号増幅器の出力端末と通信する、２つの入力端末を有する、差動信号増幅器と、アナログ／デジタル変換器とを含む。さらに別の実施形態では、ＢＣＧ監視デバイスはさらに、装着者の頭部の乳様突起部に配置され、コモンモード干渉信号を低減させる、第３の電極を含む。

なおもさらに別の実施形態では、ＢＣＧ監視デバイスはさらに、差動信号増幅器の出力端末と通信し、干渉信号を低減させる、フィルタを含む。一実施形態では、ＢＣＧ監視デバイスはさらに、干渉信号を低減させるように、２つの容量電極を被覆する、電気シールドの付加的層を含む。さらに別の実施形態では、ＢＣＧ監視デバイスはさらに、頭部の運動を感知する、加速度計を備える。

本発明の別の側面は、ＥＣＧ監視デバイスに関する。一実施形態では、ＥＣＧ監視デバイスは、装着者の耳に隣接して適合するように寸法設定および成形される、筐体と、装着者の頭部の乳様突起部に配置され、ＥＣＧ信号を感知する、２つの乾燥またはゲルベースの電極と、筐体内に位置する、ＥＣＧモジュールとを含む。一実施形態では、ＥＣＧモジュールは、出力端末と、各入力端末が、乾燥またはゲルベースの電極の個別の１つと通信する、２つの入力端末を有する、差動信号増幅器と、差動信号増幅器の出力端末と通信する、アナログ／デジタル変換器とを含む。別の実施形態では、ＥＣＧ監視デバイスはさらに、装着者の頭部の乳様突起部に配置され、コモンモード干渉信号を低減させる、第３の電極を含む。さらに別の実施形態では、ＥＣＧ監視デバイスはさらに、差動増幅器の出力端末と通信し、干渉信号を低減させる、フィルタを含む。

本発明のさらに別の側面は、ユーザのＰＰＧを監視するための方法に関する。一実施形態では、本方法は、装着者の耳に隣接して適合するように寸法設定および成形される、筐体を配置するステップを含む。筐体は、少なくとも２つの光源と、光ダイオードと、光ダイオードと通信し、増幅された出力信号を提供する、第１の増幅器と、増幅された出力信号と通信する、アナログ／デジタル変換器とを含み、本方法は、光源のそれぞれから、装着者の乳様突起部の皮膚に光を交互に伝送するステップと、光ダイオードによって、装着者の頭部の乳様突起部の皮膚、組織、および骨から反射された光を受容するステップと、第１の増幅器によって、皮膚、組織、および骨から反射した光に応答して、光ダイオードによって生成された信号を増幅し、増幅された出力信号を生成するステップと、増幅された出力信号をフィルタリングし、干渉を低減させるステップとを含む。ＰＰＧ法の別の実施形態では、信号フィルタリングは、ソフトウェア内で行われる。

本発明の別の側面は、ＢＣＧを監視するための方法に関する。一実施形態では、本方法は、装着者の頭部の乳様突起部に２つの容量電極を配置し、機械的運動を電気信号に変換することによって、頭部の運動を感知するステップと、ユーザの耳に隣接して適合するように寸法設定および成形される筐体を配置するステップとを含む。一実施形態では、筐体は、出力端末および２つの入力端末を有する差動信号増幅器を含み、各入力端末は、２つの容量電極の個別の１つ電気通信し、出力端末は、アナログ／デジタル変換器と通信する。一実施形態では、ＢＣＧ法はさらに、乾燥電極を装着者の頭部の乳様突起部に設置することによって、コモンモード干渉信号を低減させるステップを含む。別の実施形態では、ＢＣＧ法はさらに、差動増幅器の出力信号をフィルタリングし、干渉信号を低減させるステップを含む。

本発明のさらに別の側面は、ＢＣＧを監視するための別の方法に関する。一実施形態では、ＢＣＧを測定するための方法は、頭部の運動を感知する、加速度計を含有し、ユーザの耳に隣接して適合するように寸法設定および成形される、筐体を配置するステップを含む。別の実施形態では、ＢＣＧ法はさらに、加速度計の出力をフィルタリングし、干渉信号を低減させるステップを含む。

本発明の別の側面は、ＥＣＧを監視するための方法に関する。一実施形態では、本方法は、装着者の頭部の乳様突起部に２つの電極を配置するステップであって、出力端末と、それぞれ、電極の個別の１つと通信する、２つの入力端末とを有する、信号増幅器と、増幅器の出力と通信する、アナログ／デジタル変換器とを含有する、筐体を、ユーザの耳に隣接して配置するステップを含む。別の実施形態では、ＥＣＧ法はさらに、第３の電極を装着者の頭部の乳様突起部に配置し、第３の電極を使用してコモンモード干渉信号を低減させるステップを含む。別の実施形態では、ＥＣＧ法はさらに、差動増幅器の出力をフィルタリングし、干渉信号を低減させるステップを含む。別の実施形態では、ＥＣＧ信号、ＢＣＧ信号、およびＰＰＧ信号のうちの１つ以上における運動アーチファクトは、加速度計モジュールからの運動データを使用して補正される。

本発明の目的および特徴は、以下に説明される図面を参照してより理解され得る。図面は、必ずしも、正確な縮尺で描かれておらず、代わりに、本発明の原理を図示するように、強調されている。図面中、数字は、種々の図を通して、特定の部分を指すために使用される。本開示と関連付けられた図面は、それらが導入されるとき、本開示内の個々のベースにおいて取り扱われる。

図１ａおよびｂは、患者の耳の背後に位置する、本発明のデバイスの実施形態の略図である。 図１ａおよびｂは、患者の耳の背後に位置する、本発明のデバイスの実施形態の略図である。 図２は、本発明のシステムの実施形態の電子モジュールの実施形態のブロック図である。 図３は、本発明のＥＣＧモジュールの実施形態のブロック図である。 図４は、本発明のＢＣＧモジュールの実施形態のブロック図である。 図５は、本発明のＰＰＧモジュールの実施形態のブロック図である。 図５Ａは、本発明のＰＰＧモジュールの別の実施形態のブロック図である。 図６は、ユーザの血液中の酸素飽和を決定するための方法の一実施形態のステップの流れ図である。 図７は、心拍数波形を相互相関させ、心拍数測定値を求める方法の実施形態の流れ図である。 図８Ａおよび８Ｂは、ＥＣＧモジュールの出力と、それぞれ、ＢＣＧモジュールおよびＰＰＧモジュールの出力を相互相関させ、血圧を求める方法の実施形態の流れ図である。 図８Ａおよび８Ｂは、ＥＣＧモジュールの出力と、それぞれ、ＢＣＧモジュールおよびＰＰＧモジュールの出力を相互相関させ、血圧を求める方法の実施形態の流れ図である。 図９は、ユーザの心拍数の測定におけるエラー検出のための方法の一実施形態のステップの流れ図である。 図１０は、ユーザの呼吸数の測定におけるエラー検出のための方法の一実施形態のステップの流れ図である。 図１１（Ａ、Ｂ、Ｃ）は、ユーザの血圧の測定におけるエラー検出のための方法の一実施形態のステップの流れ図である。 図１１（Ａ、Ｂ、Ｃ）は、ユーザの血圧の測定におけるエラー検出のための方法の一実施形態のステップの流れ図である。 図１１（Ａ、Ｂ、Ｃ）は、ユーザの血圧の測定におけるエラー検出のための方法の一実施形態のステップの流れ図である。 図１２−１４は、電力節約の方法の実施形態の流れ図である。 図１２−１４は、電力節約の方法の実施形態の流れ図である。 図１２−１４は、電力節約の方法の実施形態の流れ図である。 図１５は、種々の波形から運動アーチファクトを除去する方法のブロック図である。

以下の説明は、本発明のある実施形態を図示する、添付図面を参照する。他の実施形態も可能であって、修正が本発明の精神および範囲から逸脱することなく、実施形態に行われてもよい。したがって、以下の発明を実施するための形態は、本発明を限定することを意図しない。むしろ、本発明の範囲は、添付の請求項によって定義される。

概要として、図１ａおよびｂを参照すると、２つの実施形態が描写されており、デバイス筐体２が装着者の耳の背後に取り付けられ、患者の外耳道内に位置するイヤホン４によって、または装着者の耳を覆って取り付けられるイヤークリップ４’によって、適所に固定される。示される実施形態では、電極リード線６が筐体２を越えて延在し、装着者の乳様突起近傍の装着者の耳の背後に搭載された電極に取着する。別の実施形態では、電極は、筐体２内に内蔵され、筐体２を越えて延在しない。

図２を参照すると、システム１０の一実施形態の電子機器は、メモリ１８と、限定されないが、心電図（ＥＣＧ）モジュール２２、心弾動図（ＢＣＧ）モジュール２６、光電脈波（ＰＰＧ）モジュール３０、加速度計モジュール３４、および温度センサモジュール３８を含む２つ以上の特殊データモジュールと電気通信するプロセッサ１４を含む。プロセッサ１４は、メモリ１８内のモジュールからのデータを記憶し、データを処理し、付加的バイタルサインを導出する。プロセッサ１４は、随意に、モジュールから受信した信号が干渉を低減させるために事前にフィルタリングされない場合に使用するためのデジタルフィルタリングソフトウェア４４を含む。プロセッサ１４は、随意に、ディスプレイモジュール４２（可聴ディスプレイを含むか、または可聴ディスプレイであってもよい）、フィードバックをユーザに提供するためのモジュール４６、および無線モジュール５０（全て、想像線で示される）と通信する。加えて、無線モジュール５０が使用される場合、無線モジュール５０へのデータは、直接、基地局５４に伝送されるか、または基地局５４への通信のためのウェブ６０に通信されてもよい。

感知モジュールのそれぞれを個々に検討するにあたって、ＥＣＧモジュール２２が、図３により詳細に示されている。その最も単純な形態において、ＥＣＧモジュールは、乾燥またはゲルベースのいずれかであり得る電極７０を含む。電極の出力は、差動増幅器７４への１つの入力である。第２の電極７０’の出力は、差動増幅器７４への第２の入力である。差動増幅器７４の出力は、次に、アナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換器７８への入力となる。Ａ／Ｄ７８のデジタル化された波形出力８２は、デジタル通信チャネルを経由してプロセッサ１４に通信される。

他の実施形態では、アナログフィルタ８６、８６’が、第１および第２の電極７０、７０’の直後または差動増幅器７４の直後（８６’’）のいずれかの回路内に設置されてもよい。アナログフィルタ８６、８６’、８６’’は、ＤＣおよび電力線干渉を除去するためのノッチフィルタである。一実施形態では、ＥＣＧ電極７０、７０’の出力は、それぞれのバッファ増幅器９２、９２’への入力であり、その出力端末は、そのそれぞれの活性電極シールド９６、９６’に接続され、環境からの干渉を低減させる。

一実施形態では、各ＥＣＧ電極の出力は、信号平均器９６への入力であって、その出力は、逆相増幅器１００への入力である、コモンモード信号である。逆相増幅器１００のコモンモード増幅出力は、随意の第３の乾燥またはゲルベースの電極１０４に接続され、コモンモード干渉を低減させる。

同様に、ＢＣＧモジュール２６の一実施形態が、図４に示される。本実施形態では、２つのＢＣＧ電極１５０、１５０’が、差動増幅器１５４への入力信号である、出力信号を生成し、その出力は、Ａ／Ｄ変換器１５８への入力信号となる。Ａ／Ｄ１５８のデジタル出力は、デジタル化されたデジタルＢＣＧ波形１６２としてプロセッサ１４に伝送される。いくつかの実施形態では、アナログフィルタ１６６、１６６’が、各電極１５０、１５０’の後または差動増幅器１５４の後（１６６’’）に設置される。一実施形態では、ＢＣＧ電極１５０、１５０’の出力信号は、それぞれのバッファ増幅器１７０、１７０’への入力信号であり、その出力端末は、そのそれぞれの活性電極シールド１７４、１７４’に接続される。

一実施形態では、各ＢＣＧ電極１５０、１５０’の出力は、平均器１８０への入力であって、その出力は、逆相増幅器１８４への入力となる。逆相増幅器１８４の出力は、前述のように、第３の乾燥またはゲルベースの電極１８８に接続され、干渉を低減させる。

図５を参照すると、ＰＰＧモジュール３０の実施形態は、光検出器２００を含み、その出力は、トランスインピーダンス増幅器２０４への入力となる。トランスインピーダンス増幅器２０４の出力は、Ａ／Ｄ変換器２１２への入力であり、そのＰＰＧ波形出力は、プロセッサ１４に通信される。一実施形態では、トランスインピーダンス増幅器２０４の出力は、復調器２０８への入力である。復調器は、別個にフィルタリングされ得るように、以下に説明されるように、ＬＥＤ発光体からの赤色および赤外線信号を分離するために使用される。復調器の２つの出力信号は、２つの個別のアナログフィルタ２１６、２１６’への入力信号であって、アナログフィルタ２１６、２１６’の出力信号は、Ａ／Ｄ変換器２１２への入力である。再び、Ａ／Ｄ変換器２１２のＰＰＧ波形出力２２０は、プロセッサ２２４に通信される。

図５Ａを参照すると、別の実施形態では、トランスインピーダンス増幅器２０４の出力は、バンドパスアナログフィルタ２１７への入力信号である。バンドパスアナログフィルタ２１６の出力は、復調器２０８への入力であって、復調器２０８の出力は、次に、ローパスアナログフィルタ２１９への入力となる。ローパスアナログフィルタ２１９の出力信号は、Ａ／Ｄ変換器２１２への入力である。再び、Ａ／Ｄ変換器２１２のＰＰＧ波形出力２２０は、プロセッサ２２４に通信される。

復調器２０８が使用されない場合、出力は、直接、第１の増幅器から得られ、プロセッサに伝送され、ソフトウェア内で信号をフィルタリングおよび復調する。

マイクロプロセッサ２２４はまた、出力制御信号をマルチプレクサ２３２に提供し、赤色および赤外線発光ダイオード２３６をオンおよびオフにする。マイクロプロセッサ２２４はまた、制御信号をＬＥＤドライバに提供し、赤色およびＩＲ ＬＥＤを介して電流を制御する。

ユーザの酸素化（図６）は、ＰＰＧ波形信号をＰＰＧモジュール３０から得て、各波長におけるピーク／谷の振幅の比率を検出することによって測定される（ステップ３０、３４）。これらの２つの比率は、次いで、処理されて（ステップ３８）、２つの比率の比（Ｒ）が求められる。酸素飽和が、次いで、較正定数（ｋ４）から［（Ｒ）の第２の較正パラメータ（ｋ５）倍］の量をマイナスしたものに等しいとして計算される（ステップ４２）。

較正定数（ｋ４）および（ｋ５）が、一実施形態では、医院において導出される。デバイスを装着している際に、装着者は、橈骨動脈内に設置される内在動脈カニューレが取り付けられる。血液の採取が行われ、ＣＯ−酸素濃度計（至適基準血液酸素化測定デバイス）で分析され、機能的ヘモグロビンの装着者のレベルを決定する。高レベルの機能的ヘモグロビンが確認されると、装着者は、１つ以上の酸素濃度計プローブが取り付けられる。装着者は、酸素／ガス混合物を吸い込む。この混合物は、最初、装着者の血液酸素化が、１００％であることを確実にするように、酸素が豊富である。酸素は、次いで、混合物から徐々に減少させられ、安定酸素濃度計示度値が、各レベルにおいて得られると、血液採取が行われ、酸素濃度計から生成されたＲ比と実際の血液酸素化とを比較する。酸素濃度計は、次いで、定数ｋ４およびｋ５を使用するＲ比および血液酸素化のための最良適合曲線を使用して較正される。

プロセッサ１４は、種々のモジュールからの信号の受信に応じて、それらの信号を処理し、バイタルサインを決定する。例えば、ユーザの心拍数は、プロセッサ１４によって、ＥＣＧモジュール２２、ＢＣＧモジュール２６、および／またはＰＰＧモジュール３０からの信号によって決定されてもよい。いずれの場合も、プロセッサ１４は、場合によって、ピーク検出を使用して、ＥＣＧモジュール２２からの信号、ＢＣＧモジュール２６からの信号、またはＰＰＧモジュール３０からの信号のピークを決定する。プロセッサ１４は、次いで、ピーク間の時間期間を６０秒で除算して心拍数を求める。

図７を参照すると、別の実施形態では、心拍数は、時間領域内におけるＥＣＧ、ＢＣＧ、およびＰＰＧ波形のうちの２つの相互相関を使用して計算される。本実施形態では、２つの波形は、相互相関される（ステップ１００）。相互相関結果における隣接するピーク間の時間平均が、測定され（ステップ１０４）、心拍数が、隣接するピーク間の６０秒で除算された平均時間として計算される（ステップ１０６）。ユーザの呼吸数は、プロセッサ１４によって、１分の時間枠内における所与のモジュールからの信号のエンベロープの振動数を検出することにより、ＥＣＧモジュール２２、ＢＣＧモジュール２６、およびＰＰＧモジュール３０からの信号から決定することができる。

図８Ａを参照すると、ユーザの血圧は、ＥＣＧおよびＢＣＧ波形を相互相関させ（ステップ１５０）、最高ピークの時間遅延を決定する（ステップ１５４）ことによって、計算することができる。ＲＪ間隔としてのこの時間遅延を定義することによって、プロセッサ１４は、次いで、ＲＪ間隔が、ゼロを上回り、かつ心拍数によって除算されたもの未満であるかどうかを決定する（ステップ１５８）。この条件が満たされない場合、データは、単純に、破棄される（ステップ１６２）。条件が満たされる場合、ＲＪ間隔が記録される。血圧は、較正パラメータｋ２＿１およびｋ２＿２を使用する線形内挿／外挿によって計算される。

代替として（図８Ｂ）、ユーザの血圧は、ＥＣＧおよびＰＰＧ波形を相互相関させ（ステップ１８０）、最高ピークの時間遅延を決定することによって、計算することができる（ステップ１８４）。この時間遅延をパルス到着時間（ＰＡＴ）として定義することによって、プロセッサ１４は、次いで、パルス到着時間が、ゼロを上回り、かつ心拍数によって除算されたもの未満であるかどうかを決定する（ステップ１８８）。この条件が満たされない場合、データは、単純に、破棄される（ステップ１９２）。条件が満たされる場合、ＰＡＴは、記録される。血圧は、較正パラメータｋ３＿１およびｋ３＿２を使用する線形内挿／外挿によって計算される。

較正定数（ｋ２およびｋ３）を決定するために、装着者の収縮期血圧（ＳＢＰ）が、標準的カフ付き血圧測定法を使用して測定され、これは、ＳＢＰ−１として、デバイスに入力される。次に、記録されたＲＪ間隔（ＲＪ−１）およびパルス到着時間ＰＡＴ−１もまた、前述のように記録される。次に、別の収縮期血圧測定が、カフ付きＢＰ法を使用して、ＳＢＰ−２として行われ、ＳＢＰ−２は、デバイスに入力される。ＳＢＰ−２は、ＳＢＰ−１と１０ｍｍＨｇ異なっていなければならない。ＳＢＰ−２が、要求されるように、ＳＢＰ−１と異なる場合、第２のＲＪ間隔（ＲＪ−２）およびパルス到着時間ＰＡＴ−２もまた、測定される。

このデータは、ＳＢＰ−１、ＲＪ−１、ＳＢＰ−２、およびＲＪ−２を使用して、ＲＪ間隔線形モデルに適合される。勾配（ｋ２＿１）およびオフセット（ｋ２＿２）パラメータが、次いで、測定される。次に、パルス到着時間が、ＳＢＰ−１、ＰＡＴ−１、ＳＢＰ−２、およびＰＡＴ−２を使用して、線形モデルに適合される。再び、勾配（ｋ３＿１）およびオフセット（ｋ３＿２）パラメータが、測定される。このデータを使用して、全ての今後測定されるＲＪ間隔は、ｋ２＿１およびｋ２＿２を使用する線形内挿／外挿によってＳＢＰにマップされ、全ての今後測定されるパルス到着時間は、ｋ３＿１およびｋ３＿２を使用する線形内挿／外挿によってＳＢＰにマップされる。

心臓の前駆出期（ＰＥＰ）は、心中隔筋肉の脱分極から大動脈弁の開口部への遅延として定義される。ＰＥＰは、心臓の収縮性および筋肉の健康を決定するために使用することができる。ＥＣＧおよびＢＣＧから求められたＲＪ間隔の相対的変化は、ＰＥＰにおける相対的変化を概算するために使用することができる。

患者の相対的１回拍出量もまた、プロセッサ１４によって、ＢＣＧモジュール２６からの波形から導出される。プロセッサ１４は、ＢＣＧ波形におけるピークを検出し、そのピークの振幅を測定する。加速度計値によって決定される、安静時の装着者の１回拍出量が、次いで、ＢＣＧ波形におけるピーク振幅と等しくなるように設定される。安静時ではない、全ての他の１回拍出量は、この安静時１回拍出量と比較して報告される。患者の相対的心拍出量は、ユーザの相対的１回拍出量（前述のように）およびユーザの心拍数から導出される。相対的心拍出量は、心拍数によって乗算される相対的１回拍出量に等しい。

図９を参照すると、心拍数測定にエラーが存在するかどうか決定するために、プロセッサ１４は、固定時間枠の間、ＥＣＧモジュール２２、ＢＣＧモジュール２６、またはＰＰＧモジュール３０等の心拍数信号源から、波形データを取得する。プロセッサ１４は、次いで、信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）が、充足されるかどうか（ステップ３００）、およびデータが破棄され、付加的データが収集されないかどうか（ステップ３０４）を決定する。一実施形態では、Ｓ／Ｎ比は、信号レベルが、実質的に、雑音の１．５倍である場合、十分と見なされる。Ｓ／Ｎ比が、充足される場合、ピーク検出（ステップ３０８）が、波形に関して行われる。一実施形態では、以前の時間枠と比較して、検出されるピークが多過ぎる、または少な過ぎるため、そのピーク検出に、実質的に、エラーがある場合も（ステップ３１２）、データはまた、破棄され（ステップ３０４）、付加的データが、収集される。ピーク検出に、実質的に、エラーがない場合、心拍数計算が、次いで、行われる（ステップ３１６）。

同様に、図１０を参照すると、呼吸数測定にエラーが存在するどうか決定するために、プロセッサ１４は、ＥＣＧモジュール２２、ＢＣＧモジュール２６、またはＰＰＧモジュール３０等の呼吸数信号源から、波形データを取得する。プロセッサ１４は、次いで、前述のように、信号対雑音（Ｓ／Ｎ）比が充足されるかどうか（ステップ３２０）、およびデータが破棄され、付加的データが収集されないかどうか（ステップ３２４）を決定する。Ｓ／Ｎ比が、充足される場合、エンペロープ検出（ステップ３２８）が、波形に関して行われる。エンペロープ検出に、前述のように、実質的に、エラーがある場合は（ステップ３３２）、データは、破棄され（ステップ３２４）、付加的データが収集される。エンペロープ検出に、実質的に、エラーがない場合、呼吸数計算が、次いで、行われる（ステップ３３６）。

図１１（Ａ、Ｂ、Ｃ）を参照すると、血圧測定にエラーが存在しないかどうかを決定するために、プロセッサ１４は、ＥＣＧモジュール２２、ＢＣＧモジュール２６、およびＰＰＧモジュール３０等の心拍数信号源に対して、波形データを取得する。プロセッサ１４は、次いで、信号対雑音（Ｓ／Ｎ）比が充足されるかどうか（ステップ３５０、３５０’、３５０’’）、およびデータが破棄され、付加的データが収集されないかどうか（ステップ３５４、３５４’、３５４’’）を決定する。Ｓ／Ｎ比が充足される場合、ピーク検出（ステップ３５８、３５８’３５８’’）が、波形に関して行われる。そのピーク検出に、実質的に、エラーがある場合（ステップ３６２、３６２’、３６２’’）、データは、破棄され（ステップ３０４）、付加的データが収集される。ピーク検出に、実質的に、エラーがない場合、ＥＣＧモジュール２２からのピーク検出情報が、プロセッサ１４によって、ＲＪ間隔測定アルゴリズム（ステップ３６６）およびパルス到着時間測定アルゴリズム（ステップ３７０）の両方への入力として使用される。ＢＣＧモジュール２６からのピーク検出結果信号は、ＲＪ間隔アルゴリズムへの第２の入力となる（ステップ３６６）一方、ＰＰＧモジュール２６からのピーク検出結果信号は、パルス到着時間アルゴリズムへの第２の入力となる（ステップ３７０）。プロセッサ１４は、次いで、ＲＪ間隔から計算された血圧（ｂｐ１）の平均およびパルス到着時間から計算された血圧（ｂｐ２）の平均として、血圧を計算する（ステップ３７４）。

システムによって消費される電力の量を削減するために、種々のモジュールは、種々の状況下、オフにされてもよい。一実施形態では（図１２）、ＥＣＧ波形は、ピーク検出を受ける（ステップ４００）。ピークが、検出されると、ＢＣＧモジュールは、オフにされる、または既にオフである場合、時間周期（ｔ_ＢＣＧ１）の間、オフのままである（ステップ４０８）。時間周期（ｔ_ＢＣＧ１）の終了時、ＢＣＧモジュールは、時間周期（ｔ_ＢＣＧ２）の間、オンにされ（ステップ４１２）、その後、ＢＣＧモジュールは、再び、オフにされる。ピークが、時間周期（ｔ_ＢＣＧ２）の間、検出される場合（ステップ４１６）、再較正は、必要なく（ステップ４２７）、サイクルは、反復され、ＢＣＧモジュールがオフのままである時間の間、電力を節約する。一方、ＢＣＧ信号内にピークが検出されなかった場合、ＢＣＧモジュールがオフにされていた間の時間周期（ｔ_ＢＣＧ１）が長過ぎたか、またはＢＣＧモジュールがオンにされていた時間周期（ｔ_ＢＣＧ２）が短過ぎたかのいずれかである。いずれの場合も、２つの時間周期は、変更され（ステップ４２６）、プロセスは、反復される。

同様に、ＰＰＧモジュールに対しても、ピークが、ＥＣＧ内で検出されると、ＰＰＧモジュールは、オフにされる、または既にオフである場合、時間周期（ｔ_ＰＰＧ１）の間、オフのままである（ステップ４０４）。時間周期（ｔ_ＰＰＧ１）の終了時、ＰＰＧモジュールは、時間周期（ｔ_ＰＰＧ２）の間、オンにされ（ステップ４１８）、その後、ＰＰＧモジュールは、再び、オフにされる。ピークが、時間周期（ｔ_ＰＰＧ２）の間、検出される場合（ステップ４２２）、再較正は、必要なく（ステップ４２３）、サイクルは、反復され、ＰＰＧモジュールがオフのままである時間の間、電力を節約する。一方、ＰＰＧ信号内にピークが検出されなかった場合、ＰＰＧモジュールがオフであった時間周期（ｔ_ＰＰＧ１）が長過ぎるか、またはＰＰＧモジュールがオンであった時間周期（ｔ_ＰＰＧ２）が短過ぎたかのいずれかである。いずれの場合も、２つの時間周期は、変更され（ステップ４３０）、プロセスは、反復される。

図１３を参照すると、ＥＣＧ信号の代わりに、ＢＣＧ信号が、ＰＰＧモジュールを制御し、電力を節約するために使用される場合も、手順は、直前で論じられた手順と同様のままである。ピークが、ＢＣＧモジュールからの信号内に検出されると（ステップ５００）、ＰＰＧモジュールは、オフにされる、または既にオフである場合、時間周期（ｔ_ＰＰＧ３）の間、オフのままである（ステップ５０４）。時間周期（ｔ_ＰＰＧ３）の終了時、ＰＰＧモジュールは、時間周期（ｔ_ＰＰＧ２）の間、オンにされ（ステップ５０８）、その後、ＰＰＧモジュールは、再び、オフにされる。ピークが、時間周期（ｔ_ＰＰＧ２）の間、検出される場合（ステップ５１２）、再較正は、必要なく（ステップ５１３）、サイクルは、反復され、ＰＰＧモジュールがオフのままである時間の間、電力を節約する。一方、ＰＰＧ信号内にピークが検出されなかった場合、ＰＰＧモジュールがオフであった時間周期（ｔ_ＰＰＧ３）が長過ぎたか、またはＰＰＧモジュールがオンであった時間周期（ｔ_ＰＰＧ２）が短過ぎたかのいずれかである。いずれの場合も、２つの時間周期は、変更され（ステップ５１６）、プロセスは、反復される。

第３の実施形態では（図１４）、システムは、ユーザの運動が、早過ぎて、バイタルサインの正確な測定が不可能であるかどうかを決定する。このため、加速度計モジュール３４からのデータが、患者の運動の振幅が、大き過ぎて、正確な測定を行うことができないかどう決定するために検証される（ステップ６００）。それが該当しない場合、オフである、ＥＣＧ、ＢＣＧ、およびＰＰＧモジュールのいずれかが、オンにされる（ステップ６０４）。この時点において、アルゴリズムは、ＥＣＧ波形（ステップ６０８）、ＢＣＧ波形（ステップ６１２）、およびＰＰＧ波形（ステップ６１６）が、１つ以上の所定の雑音閾値を超えるかどうかを決定する。これが、所与のモジュールに対して該当する場合、そのモジュールは、オフにされる（ステップ６２０、ステップ６２４、ステップ６２８）。そうでなければ、各ＥＣＧ、ＢＣＧ、およびＰＰＧモジュールは、それぞれ、ステップ６２１、６２５、および６２９においてオンにされる。

図１５を参照すると、加速度計３４からの運動データ３００が、適応フィルタ３０２を用いて、ＥＣＧモジュール３０４、ＢＣＧモジュール３０８、および／またはＰＰＧモジュール３１２の波形から、運動アーチファクトを除去するために、プロセッサ１４によって使用することができる。結果として生じる補正されたＥＣＧ３１６、ＢＣＧ３２０、およびＰＰＧ３２４波形は、次いで、波形が、計算によって要求されるとき、随時、使用される。

本発明の図および説明は、本発明の明確な理解のために、関連する要素を図示するために簡略化された一方、明確性の目的のために、他の要素を排除していることを理解されたい。しかしながら、当業者は、これらおよび他の要素も、望ましくあり得ることを理解するであろう。しかしながら、そのような要素は、当技術分野において公知であるため、かつ本発明のさらなる理解を促進するものではないため、そのような要素の議論は、本明細書には提供されない。図は、組立図としてではなく、例証的目的のために提示されることを理解されたい。省略された詳細および修正あるいは代替実施形態は、当業者の認識範囲内である。

本発明のある側面では、要素または構造を提供するために、あるいは所与の機能または複数の機能を果たすために、単一構成要素が、複数の構成要素と置換されてもよく、複数の構成要素が、単一構成要素と置換されてもよいことが理解され得る。そのような代用が、本発明のある実施形態を実践するために作用可能ではないであろう場合を除き、そのような代用は、本発明の範囲内であると見なされる。

本明細書に提示される実施例は、本発明の潜在的および具体的実装を例証することを意図する。実施例は、当業者への本発明の例証の目的のために、意図されることが理解され得る。本発明の精神から逸脱せず、これらの略図または本明細書に説明される動作に対する変形例が存在し得る。例えば、ある場合には、方法ステップまたは動作は、異なる順序で実施あるいは実行されてもよく、もしくは動作は、追加、削除、または修正されてもよい。

さらに、本発明の特定の実施形態は、それを限定する目的ではなく、本発明を例証する目的のために、本明細書に説明されたが、要素、ステップ、構造、および／または部分の詳細、材料、および配列の多数の変形例が、請求項に説明される本発明から逸脱することなく、本発明の原理および範囲内で行われ得ることは、当業者によって理解されるであろう。

本明細書に説明されるものの変形例、修正、および他の実装は、請求される本発明の精神および範囲から逸脱することなく、当業者に想起されるであろう。故に、本発明は、先行する例証的説明によってではなく、代わりに、以下の請求項の精神および範囲によって、定義されるものとする。

Claims (55)

1. 耳に隣接して装着するためのバイタルサインモニタであって、
   該モニタは、
   装着者の耳に隣接して適合するように寸法設定および成形された筐体と、
   バイタルサインを測定するための電子モジュールと
   を備え、
   該バイタルサインを測定するための電子モジュールは、該筐体内に位置し、
   該電子モジュールは、
   複数のバイタルサイン感知モジュールであって、該複数のバイタルサイン感知モジュールは、心弾動図（ＢＣＧ）モジュール、光電脈波（ＰＰＧ）モジュール、加速度計モジュール、温度測定モジュール、および心電図（ＥＣＧ）モジュールから成る群から選択されるモジュールのうちの少なくとも２つを備える、複数のバイタルサイン感知モジュールと、
   該複数のバイタルサイン感知モジュールと電気通信するプロセッサであって、該プロセッサは、該複数のバイタルサイン感知モジュールからの信号に応答して、付加的なバイタルサインを計算する、プロセッサと
   を備える、モニタ。
2. 前記プロセッサは、前記ＥＣＧ、前記ＢＣＧ、または前記ＰＰＧモジュールから、心拍数を測定する、請求項１に記載のモニタ。
3. 前記プロセッサは、前記ＥＣＧ、前記ＢＣＧ、または前記ＰＰＧモジュールから、呼吸数を測定する、請求項１に記載のモニタ。
4. 前記プロセッサは、前記加速度計モジュールからの信号に応答して、方位および運動を決定する、請求項１に記載のモニタ。
5. 前記プロセッサは、前記ＢＣＧモジュールからの信号に応答して、１回拍出量を測定する、請求項１に記載のモニタ。
6. 前記プロセッサは、前記ＢＣＧモジュールからの信号に応答して、心拍出量を導出する、請求項１に記載のモニタ。
7. 前記プロセッサは、前記ＥＣＧおよび前記ＢＣＧモジュールからの信号に応答して、血圧を計算する、請求項１に記載のモニタ。
8. 前記プロセッサは、前記ＥＣＧおよび前記ＰＰＧモジュールからの信号に応答して、血圧を計算する、請求項１に記載のモニタ。
9. 前記プロセッサは、前記ＰＰＧモジュールからの信号に応答して、血液酸素化を計算する、請求項１に記載のモニタ。
10. 前記プロセッサは、前記温度測定モジュールからの信号に応答して、温度を測定する、請求項１に記載のモニタ。
11. 前記電子モジュールは、測定および計算されたバイタルサインに応答して、情報をユーザに提供するための視覚的または可聴ディスプレイモジュールをさらに備える、請求項１に記載のモニタ。
12. 前記ユーザは、装着者である、請求項１１に記載のモニタ。
13. 前記ディスプレイモジュールは、容認可能範囲外にある測定および計算されたバイタルサインに応答して、情報を前記ユーザに提供する、請求項１１に記載のモニタ。
14. 前記電子モジュールは、記録されたデータを保存するためのメモリモジュールをさらに備える、請求項１に記載のモニタ。
15. 前記電子モジュールは、データを基地局に送信するための無線通信モジュールをさらに備える、請求項１に記載のモニタ。
16. 前記基地局は、測定および計算されたバイタルサインに応答して、フィードバックをユーザに提供する、請求項１５に記載のモニタ。
17. 前記基地局は、容認可能範囲外にある測定および計算されたバイタルサインに応答して、情報をユーザに提供する、請求項１５に記載のモニタ。
18. 前記基地局は、測定および計算されたバイタルサインに基づいて、前記電子モジュールの動作を制御する、請求項１５に記載のモニタ。
19. 前記プロセッサは、前記ＥＣＧおよび前記ＢＣＧモジュールからの信号に応答して、前駆出期における心臓の相対的変化を計算する、請求項１に記載のモニタ。
20. 前記プロセッサは、前記ＥＣＧ信号、前記ＢＣＧ信号、および前記ＰＰＧ信号のうちの１つ以上に応答して、心拍数、呼吸数、および血圧のうちの１つ以上についてのエラー検出を行う、請求項１に記載のモニタ。
21. 前記プロセッサの制御において、前記ＥＣＧデータに応答して、前記ＢＣＧおよび前記ＰＰＧモジュールをオンおよびオフにすることにより、電力消費を削減するためのスイッチをさらに備える、請求項１に記載のモニタ。
22. 前記プロセッサの制御において、前記ＢＣＧデータに応答して、前記ＰＰＧモジュールをオンおよびオフにすることにより、電力消費を削減するためのスイッチをさらに備える、請求項１に記載のモニタ。
23. 前記プロセッサの制御において、加速度計データに応答して、前記ＥＣＧ、前記ＢＣＧ、または前記ＰＰＧモジュールをオンおよびオフにすることにより、電力消費を削減するためのスイッチをさらに備える、請求項１に記載のモニタ。
24. 血圧は、前記ＥＣＧおよび前記ＢＣＧ信号と、該ＥＣＧおよび前記ＰＰＧ信号とのいずれかについての相互相関を使用して計算される、請求項１に記載のモニタ。
25. 心拍数は、前記ＥＣＧ、前記ＢＣＧ、および前記ＰＰＧ信号のうちの２つの相互相関を使用して計算される、請求項１に記載のモニタ。
26. ＰＰＧ監視デバイスであって、
    該デバイスは、
    装着者の耳に隣接して適合するように寸法設定および成形された筐体と、
    該筐体内に位置するＰＰＧモジュールと
    を備え、
    該ＰＰＧモジュールは、
    該装着者の耳に隣接する皮膚に光を伝送するように配置された異なる波長の２つの光源と、
    該装着者の耳に隣接する該皮膚から反射された光を受容するように配置された光ダイオードと、
    該光ダイオードと通信し、第１の増幅器出力信号を提供する第１の増幅器と
    を備える、デバイス。
27. 前記第１の増幅器と通信する復調器回路をさらに備える、請求項２６に記載のＰＰＧ監視デバイス。
28. その他の光源と異なる波長を有する第３および第４の光源をさらに備える、請求項２６に記載のＰＰＧ監視デバイス。
29. ハイパスフィルタおよび第２の増幅器をさらに備え、前記第１の増幅器は、該ハイパスフィルタおよび第２の増幅器と通信する、請求項２６に記載のＰＰＧ監視デバイス。
30. 前記第２の増幅器と通信するサンプルホールド回路をさらに備える、請求項２９に記載のＰＰＧ監視デバイス。
31. 前記第１の増幅器と通信する差動増幅器は、ＤＣ成分を差し引き、第２の利得増幅器に送信されるＡＣ成分を提供する、請求項２６に記載のＰＰＧ監視デバイス。
32. 第１の増幅器と通信するローパスフィルタをさらに備える、請求項２６に記載のＰＰＧ監視デバイス。
33. 前記ハイパスフィルタは、ソフトウェアの中に実装される、請求項２９に記載のＰＰＧ監視デバイス。
34. 異なる波長の２つの付加的光源をさらに備え、該異なる波長は、機能的酸素化血液を監視するように選択される、請求項２６に記載のＰＰＧ監視デバイス。
35. 前記第１の増幅器と通信するバンドパスフィルタと、
    該バンドパスフィルタと通信する復調器と、
    該復調器と通信するローパスフィルタと
    をさらに備える、請求項２６に記載のＰＰＧ監視デバイス。
36. 前記フィルタは、ソフトウェアの中に実装される、請求項２６に記載のＰＰＧ監視デバイス。
37. ＢＣＧ監視デバイスであって、
    該デバイスは、
    装着者の耳に隣接して適合するように寸法設定および成形された筐体と、
    該装着者の耳に隣接して配置されて、機械的運動を電気信号に変換する２つの容量電極と、
    該筐体内に位置するＢＣＧモジュールであって、該ＢＣＧモジュールは、
    差動信号増幅器であって、該差動信号増幅器は、出力端末および２つの入力端末を有し、各入力端末は、該容量電極のうちのそれぞれの１つと通信する、差動信号増幅器と、
    該差動信号増幅器の該出力端末と通信するアナログ／デジタル変換器と
    を備える、ＢＣＧモジュールと
    を備える、デバイス。
38. 第３の電極をさらに備え、該第３の電極は、装着者の頭部の乳様突起部に配置されて、コモンモード干渉信号を低減させる、請求項３７に記載のＢＣＧ監視デバイス。
39. フィルタをさらに備え、該フィルタは、前記差動信号増幅器の前記出力端末と通信して、干渉信号を低減させる、請求項３７に記載のＢＣＧ監視デバイス。
40. 電気シールドの付加的層をさらに備え、該付加的層は、干渉信号を低減させるように前記２つの容量電極を被覆する、請求項３７に記載のＢＣＧ監視デバイス。
41. 頭部運動を感知する加速度計をさらに備える、請求項３７に記載のＢＣＧ監視デバイス。
42. ＥＣＧ監視デバイスであって、
    該デバイスは、
    装着者の耳に隣接して適合するように寸法設定および成形された筐体と、
    該装着者の耳に隣接して配置されて、該装着者のＥＣＧを検出する２つの乾燥またはゲルベースの電極と、
    該筐体内に位置するＥＣＧモジュールと
    を備え、
    該ＥＣＧモジュールは、
    差動信号増幅器であって、該差動信号増幅器は、出力端末および２つの入力端末を有し、各入力端末は、該乾燥またはゲルベースの電極のうちのそれぞれの１つと通信する、差動信号増幅器と、
    該差動信号増幅器の該出力端末と通信するアナログ／デジタル変換器と
    を備える、デバイス。
43. 第３の電極をさらに備え、該第３の電極は、装着者の頭部の乳様突起部に配置されることにより、コモンモード干渉信号を低減させる、請求項４２に記載のＥＣＧ監視デバイス。
44. フィルタをさらに備え、該フィルタは、前記差動増幅器の前記出力端末と通信して、干渉信号を低減させる、請求項４２に記載のＥＣＧ監視デバイス。
45. ユーザのＰＰＧを監視する方法であって、
    該方法は、
    装着者の耳に隣接して適合するように寸法設定および成形された筐体を配置することであって、該筐体は、
    少なくとも２つの光源と、
    少なくとも１つの光ダイオードと、
    該少なくとも１つの光ダイオードと通信し、増幅された出力信号を提供する第１の増幅器と、
    該増幅された出力信号と通信するアナログ／デジタル変換器と
    を備える、ことと、
    該光源の各々からの光を該装着者の乳様突起部の皮膚に交互に伝送することと、
    該光ダイオードによって、装着者の頭部の該乳様突起部の皮膚、組織、および骨から反射された光を受容することと、
    該第１の増幅器によって、該皮膚、組織、および骨から反射された光に応答して、該光ダイオードによって生成された信号を増幅することであって、それにより、増幅された出力信号を生成する、ことと、
    該増幅された出力信号をフィルタリングすることであって、それにより、干渉を低減させる、ことと
    を含む、方法。
46. 前記信号フィルタリングは、ソフトウェアの中において行われる、請求項４５に記載のＰＰＧ方法。
47. ＢＣＧを監視するための方法であって、
    該方法は、
    装着者の頭部の乳様突起部に２つの容量電極を配置することであって、それにより、機械的運動を電気信号に変換することによって、頭部運動を感知する、ことと、
    ユーザの耳に隣接して適合するように寸法設定および成形された筐体を配置することであって、該筐体は、出力端末および２つの入力端末を有する差動信号増幅器を備え、各入力端末は、該２つの容量電極のうちのそれぞれの１つと電気通信し、該出力端末は、アナログ／デジタル変換器と通信する、ことと
    を含む、方法。
48. 乾燥電極を前記装着者の頭部の乳様突起部に設置することによって、コモンモード干渉信号を低減させるステップをさらに含む、請求項４７に記載のＢＣＧ方法。
49. 干渉信号を低減させるために、前記差動増幅器の出力信号をフィルタリングすることをさらに含む、請求項４７に記載のＢＣＧ方法。
50. ＢＣＧを監視するための方法であって、
    該方法は、
    ユーザの耳に隣接して適合するように寸法設定および成形された筐体を配置することであって、該筐体は、頭部運動を感知する加速度計を含有する、ことと、
    該ユーザの頭部の運動を感知することと
    を含む、方法。
51. 干渉信号を低減させるために、前記加速度計の出力をフィルタリングすることをさらに含む、請求項５０に記載のＢＣＧ方法。
52. ＥＣＧを監視するための方法であって、
    該方法は、
    ２つの電極を装着者の頭部の乳様突起部に配置することと、
    ユーザの耳に隣接して適合するように寸法設定および成形された筐体を配置することと
    を含み、
    該筐体は、
    ２つの入力端末を有する信号増幅器であって、該入力端子は各々、該電極のうちのそれぞれの１つと通信し、該増幅器は、出力端末を有する、信号増幅器と、
    該増幅器の出力と通信するアナログ／デジタル変換器と
    を含有する、方法。
53. コモンモード干渉信号を低減させるために、第３の電極を前記装着者の頭部の乳様突起部に配置することと、該第３の電極を使用することとをさらに含む、請求項５２に記載のＥＣＧ方法。
54. 干渉信号を低減させるために、差動増幅器の出力をフィルタリングすることをさらに含む、請求項５２に記載のＥＣＧ方法。
55. ＥＣＧ信号、ＢＣＧ信号、およびＰＰＧ信号のうちの１つ以上における運動アーチファクトは、加速度計モジュールからの運動データを使用して補正される、請求項５４に記載の方法。

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