JP2020510512A - 心機能特性変数の時間分解測定のための方法及び装置 - Google Patents

Abstract

本発明は、エネルギー脈波の時間分解測定用圧力センサーを使用した、物体、すなわち人又は動物の身体の血圧、動脈硬化、脈波、脈波伝播時間、脈波伝播速度、及び／又は心拍出量の変化、及び／又は心拍出量についての時間分解測定に関する。本発明に基づくシステムは、皮膚への押圧時に脈波によって加えられる圧力の時間分解圧力測定に用いる圧力センサーユニットを有し、この圧力センサーユニットは空気圧及び／又はガス圧センサーである、及び／又は圧力印加時に少なくとも１つのコンダクタンス及び／又は抵抗を変化させるように設定されている。特にこの圧力センサーユニットは、少なくとも２つの回路配列、詳細には回路網と、圧力の印加によって圧縮され、回路配列間の接触を確立及び／又は変更するように設定されている機能ポリマーとを有する。代替として、この圧力センサーユニットは、少なくとも２つの導電層を有してもよく、それらの間には中間スペースが配置されており、圧力センサーユニットは、圧力の印加によってその中間スペースが圧縮されるように、及び／又はそれによって特に２つの導電層からなる配置の容量が変化するように設定できる。【選択図】図１

Description

本発明は、エネルギー脈波の時間分解測定用圧力センサーを使用した、物体、すなわち人又は動物の身体の血圧、動脈硬化、脈波、脈波伝播時間、脈波伝播速度、及び／又は心拍出量の変化、及び／又は心拍出量についての時間分解測定に関する。心拍出量の時間分解変化の測定には、その他の多くの心血管系の特性変数を測定する必要がある。これらは、特に、血圧の時間的変化、脈波伝播時間、呼吸数、心拍数である。このとき、本発明は、ミリ秒範囲の時間分解能を可能にする。これにより、例えば血圧は、収縮期血圧と拡張期血圧の形で測定可能になるだけではなく、個々の心拍のあらゆる時点で現在の動脈への圧力を示す連続波としても測定可能になる。

この時間的精度により、身体の様々な箇所で測定可能であることと相まって、心血管系の個々の特性変数の特定が可能になる。

本発明は、時間分解圧力測定のための圧力センサーユニット及び圧力測定全般の方法及び使用に関する。

本発明に基づくシステムは、血圧、動脈硬化、脈波伝播時間、脈波伝播速度、脈波、及び／又は心拍出量の変化及び／又は、心拍出量についての時間分解測定に用いるものであり、皮膚への押圧時に脈波によって加えられる圧力の時間分解圧力測定に用いる少なくとも１つの圧力センサーユニットを有し、この圧力センサーユニットは、空気圧及び／又はガス圧センサーであり、及び／又は圧力の印加時に少なくとも１つのコンダクタンス及び／又は電気抵抗を変化させるように設定されている。とりわけ、この圧力センサーユニットは、少なくとも２つの回路配列、特に回路網と、圧力の印加によって圧縮され、回路配列の間で接触を確立する及び／又は変更するように設定されている機能ポリマーとを有する。

コンダクタンス又は抵抗について言及する場合、これは特に電気的コンダクタンス又は電気抵抗を意味するものである。

代替及び／又は追加として、この圧力センサーユニットは、少なくとも２つの導電層を有していてもよく、それらの間には中間スペースが配置されており、圧力センサーユニットは、圧力の印加によってその中間スペースが圧縮されるように、及び／又はそれによって特に２つの導電層からなる配置の容量が変化するように設定することができる。この中間スペースは、特に、少なくとも１つの誘電体によって形成される。そのような圧力センサーユニット及び／又は空気圧センサー及び／又はガス圧センサーを圧力センサーユニットとして使用する場合、有利には、コンダクタンス及び／又は抵抗の代わりに容量が検知及び／又は測定され、特に圧力特定のために使用される。一般的に、コンダクタンス及び／又は抵抗の代わりに電気的特性を検知及び／又は測定し、とりわけ圧力特定に用いることができる。

誘電体は、機能性ポリマーによって形成することができる。この機能性ポリマーは誘電体であるか、又は誘電体を含むものであってもよい。

この圧力センサーユニットは、一般に、少なくとも２つの導電層及び／又は回路配列を有し、それらの間及び／又は上に体積及び／又は材料を配置することができ、圧力センサーユニットは、圧力の印加によって体積及び／又は材料が圧縮されるように、及び／又はそれによって特に２つの導電層及び／又は回路配列からなる配置の電気的特性が変化するように設定することができる。この体積及び／又は材料は、特に少なくとも１つの誘電体及び／又は機能性ポリマーによって形成される、及び／又はそのようなものを有している。体積及び／又は材料、誘電体及び／又は機能性ポリマーは、特に、圧縮に対してリセット力が働くように形成されている。

システムは、特に、センサーユニットを皮膚に押し付けるように設定されているアクチュエータを有している。

このとき、センサーユニットは、特に、少なくとも１つの圧力センサーユニットのコンダクタンスを測定する装置を有している。このシステムは、詳細には、５ｍｓ、特に２ｍｓ、特に１ｍｓの少なくとも１つの時間分解能によってコンダクタンス及び／又は圧力を測定するように設定されている。このシステムは、とりわけ、特にキャリブレーションによって得られた換算及び／又は割当てを使ってコンダクタンスから圧力値を特定するように設定されている。

圧力センサーユニットは、特に露出している回路及び／又は回路網の少なくとも１つの配置と、抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーとを有しており、このポリマーは、圧力の印加によって回路の少なくとも１つの配置の方に押し付けられる機能性ポリマーの一部であってもよい。代替又は追加として、圧力センサーユニットは、少なくとも１つの非導電性ポリマーを有し、この非導電性ポリマーは、それぞれ少なくとも１つの回路の２つの配置の間に配置され、かつ穴を有している。回路は、特にこれらの穴の中に露出した状態で形成されている。圧力によって非導電性ポリマー、また機能性ポリマーも圧縮されることにより、それぞれ少なくとも１つの回路の配置の間で接触が確立され、圧力が上昇するにつれて接触が強化されるため、圧縮の圧力に左右されるコンダクタンスが生じる。

この課題は、血圧、動脈硬化、脈波伝播時間、脈波伝播速度、脈波、及び／又は心拍出量の変化、及び／又は心拍出量についての時間分解測定を行うために、動脈上方の皮膚への押圧時に脈波によって加えられる圧力で機能性ポリマー及び／又は誘電体を圧縮することによる、少なくとも２つの導電層の間及び／又は少なくとも２つの回路配列、特に回路網の間における、容量、コンダクタンスの変化、及び／又は抵抗及び／又はコンダクタンス及び／又は抵抗の変化の使用によっても解決される。

この課題は、例えば把持システム、詳細にはロボットハンドに取り付ける本発明に基づく圧力センサーユニットによって、及び把持システムの押圧力を測定するための、把持システム、詳細にはロボットハンドに取り付ける本発明に基づく圧力センサーユニットの使用によって、及び本発明に基づく少なくとも１つの圧力センサーユニットを有する把持システムを使って物体を把持し、これによって物体への把持システムの押圧力を圧力センサーユニットに作用させる方法によって、及び押圧力の時間分解測定のために、少なくとも１つの電気的特性、詳細にはコンダクタンス、抵抗及び／又は容量の測定又はそれらの変化を測定することによって、及び圧力センサーユニットの製造方法によって解決される。

この課題は、感受性シェル及び／又は感受性表面又は人工皮膚への力を測定するための、例えば感受性シェル及び／又は感受性表面又は人工皮膚としての、又は特にロボットのそのような感受性シェル及び／又は感受性表面又は人工皮膚における１つ又は多数の本発明に基づく圧力センサーユニットによって、並びに感受性シェル及び／又は感受性表面又は人工皮膚としての、又は特にロボットのそのような感受性シェル及び／又は感受性表面又は人工皮膚における１つ又は多数の本発明に基づく圧力センサーユニットの使用によって、及び少なくとも１つ又は多数の本発明に基づく圧力センサーユニットを有する感受性シェル及び／又は感受性表面又は人工皮膚への力を測定し、これによって感受性シェル及び／又は感受性表面又は人工皮膚に作用する力を圧力センサーユニットに作用させる方法によって、及び皮膚への力の時間分解測定のために、少なくとも１つの電気的特性、詳細にはコンダクタンス、抵抗及び／又は容量の測定、又はそれらの変化を測定することによっても解決される。この課題は、多数の本発明に基づく圧力センサーユニットを有する、感受性シェル及び／又は感受性表面又は人工皮膚によっても、又は特にロボットのそのような感受性シェル及び／又は感受性表面又は人工皮膚においても解決される。

本発明に基づく圧力センサーユニットは、唯一の圧力センサーユニットによる手段に基づいて、様々な測定範囲で様々な精度によって力を検出するという用途に適している。従って、そのような感受性シェル及び／又は感受性表面又は人工皮膚により、とりわけ、同一又は同じ構造の圧力センサーユニットを使用することで、生体の血圧を測定することも、例えばより重い物体を掴む場合又は１０００キロパスカル又は１０ｋｇ／ｃｍ^２の明らかに大きな力又は圧力を測定することもできる。特に、少なくとも１つの圧力センサーユニットは、６キロパスカル〜１０００キロパスカルの圧力を測定するように設定されている。

感受性シェル及び／又は感受性表面又は人工皮膚は、例えば手袋として実施されていてもよい。特に人工皮膚は、多数の圧力センサーユニットからなるセンサーアレイを有している。とりわけ、このケースにおけるセンサーアレイの場合及び一般的に、多数の圧力センサーユニット、特にすべての圧力センサーユニットの複数の回路及び／又は少なくとも１つの導電層は一緒に一体形成キャリアに配置されている、及び／又は多数の圧力センサーユニット、特にすべての圧力センサーユニットの機能性ポリマー及び／又は構造形状は一緒に一体形成されており、特にキャリアと接着されている。この課題は、とりわけ動脈上方の皮膚への押圧時に脈波によって加えられる圧力で機能性ポリマー、中間スペース、誘電体、体積及び／又は材料を圧縮することによる、少なくとも２つの回路配列、特に回路網の間、及び／又は導電層の間における電気的特性の変化、詳細には容量、抵抗及び／又はコンダクタンスの変化によって、特に血圧、動脈硬化、脈波伝播時間、脈波伝播速度、脈波、及び／又は心拍出量の変化、及び／又は心拍出量について時間分解圧力測定を行う方法によっても解決される。このとき、機能性ポリマー、中間スペース、誘電体、体積及び／又は材料は、とりわけ、少なくとも２つの回路配列、特に回路網、及び／又は導電層の間及び／又はそれらの上に配置されている。

このとき、回路配列及び／又は導電層及び機能性ポリマー、中間スペース、誘電体、体積及び／又は材料は、特に本明細書で説明している圧力センサーユニットの一部である。

押圧は、詳細には５０〜３００ｍｍＨｇの範囲及び／又は６キロパスカル〜４０キロパスカルの間にある圧力で行われる。

このとき、圧力は、特に本明細書で説明されているように形成された圧力センサーユニットの押圧によって伝達される、及び／又は取り巻かれて加圧された気体体積、詳細には空気体積の押圧によって機能性ポリマー及び／又はそのような圧力センサーユニットに伝達される。このとき、圧力の印加は、特に押圧に使用されてもよい。圧力を印加された気体は、詳細には５０〜３００ｍｍＨｇの間及び／又は６キロパスカル〜４０キロパスカルの間にある圧力を有している。

特に、回路配列及び機能性ポリマーを様々な圧力で皮膚に押し付け、その際にコンダクタンスを測定する、及び／又はコンダクタンスの変化を詳細には少なくとも５ｍｓ、特に２ｍｓ、特に１ｍｓの時間分解能で検出する。このとき、特に様々な圧力は、背圧及び／又は押圧力のさらなる上昇の下で、最大測定圧力を超えて、脈波が測定圧力の上昇を引き起こせなくなるまで単調に及び／又は連続的に上昇する。このとき、押圧は、特に、エアバッグを膨張させることによって、又はその他のアクチュエータを使って実施される。

エアバッグとは、特に取り巻かれている体積、詳細には柔軟なカバー、例えば圧力パッドを備える装置である。特にエアバッグは、気体の供給によって、詳細にはエアバッグの体積の膨張によって圧力が加えられるように設定されている。これは、エアバッグによって回りを円形に囲まれている物体、例えば腕に対して、又は取り巻き装置及び特にエアバッグによって回りを円形に囲まれている物体、例えば腕に対してエアバッグの圧力を加えることによって形成されている。このとき、エアバッグは、特に回りを円形に囲まれている物体と取り巻き装置との間に配置されているが、それ自体は圧力を加える取り巻かれた体積を含んでいない。

特に、皮膚に押し付けるためにではなく設けられている圧力センサーユニットを使用する場合、及び／又はエアバッグ上に、エアバッグ内に、及び／又はエアバッグと流体技術的に接続している体積内に、及び／又はそのような体積若しくはエアバッグに隣接して配置されているか、配置される圧力センサーユニットを使用する場合、特にキャリブレーションのための手段が設けられている、及び／又は特にキャリブレーションを実施して、減衰などの影響をカップリング及び／又はエアバッグによって補正する。このために、とりわけ最初に別の手段、例えば周知の血圧測定を使って、及び／又は周知の血圧測定手段及び／又は方式によって血液測定を行う、及び／又は別の血圧測定手段、例えば従来の血圧測定のためのマイクロフォン及び／又は聴診器などがシステムに含まれているか、又はそのようなものを使用する。このとき、システムに含むことのできるその他の圧力センサーも、血圧測定を行うために使用可能である。この血圧測定と同時に及び／又は最大１０秒の短い間隔で、特に少なくとも空気又は気体圧力、容量、コンダクタンス及び／又は抵抗を、特に少なくとも２ｍｓ、特に１ｍｓの時間分解能で、特に少なくとも１つの圧力センサーユニットを使って測定し、また、その他の手段及び／又は周知の血圧測定手段及び／又は方式を使用した血圧の測定に基づいて、空気又は気体の圧力測定、容量測定、コンダクタンス測定及び／又は抵抗測定のキャリブレーションを行うことにより、続けて、少なくとも１つの圧力センサーユニットによる血圧測定が可能になる、及び／又は実施できるようになる。

血圧測定手段及び／又は方式は、特に、空気圧マンシェット内の圧力上昇及び空気圧マンシェット内の圧力測定又は空気圧マンシェットと流体技術的に接続されている体積の測定によって行われる。このとき、脈波は、空気圧マンシェット内の一定の圧力以上で測定圧力の変動を生じ、この変動は空気圧マンシェット内の圧力が再び上昇すると再度減少する。この変動の経過は、時間経過を示す。この時間経過及び／又は変動の包絡線から、先行技術において拡張期血圧及び／又は収縮期血圧が導き出される。しかしまた、こうしたシステムは、本発明に基づいて、脈波の測定又は脈波での血圧の検出にも使用することができる。そのために、周知の方法に従って、特に少なくとも１つの測定を実施し、それを空気又は気体の圧力、容量、コンダクタンス及び／又は抵抗の測定値のキャリブレーションに使用して、これらの測定値から脈波の圧力を直接導き出すことができる。

従って、本発明に基づくシステム、方法及び／又は使用は、特に収縮期及び／又は拡張期血圧、動脈硬化、脈波圧力、脈波伝播時間、脈波伝播速度の値及び／又は心拍出量の変化及び／又は心拍出量の値がそれぞれ１つの脈波に関連しているように設定及び／又は形成されており、例えば前述した包絡線から導き出す周知の方式のように多数の脈波に基づくものではない。

少なくとも１つの圧力センサーユニットは、例えばエアバッグによって動脈上方の皮膚に押し付けることができる。代替として、エアバッグを介して、例えばエアバッグに含まれている圧力下にある気体に脈波の影響を伝達することも可能である。そのために、エアバッグ内の気体の圧力は、詳細には５０〜３００ｍｍＨｇ及び／又は６キロパスカル〜４０キロパスカルの間にあり、及び／又は特にアクチュエータによって上昇する。従って、圧力センサーユニットは、エアバッグの気体の圧力変動を検知できるようにも配置されていてもよい。

特に、コンダクタンスから、圧力及び／又は圧力の変化を検出する。

特に収縮期血圧は、背圧及び／又は押圧力のさらなる増加の下で、最大測定圧力を超えて脈波が測定圧力の上昇を引き起こせなくなる圧力と見なされる、及び／又は拡張期血圧は、背圧及び／又は押圧力は増加しても、最大測定圧力はそれ以上増加しない圧力又はより高い圧力として背圧及び／又は押圧力が選択されている場合、脈波の測定値の最小値に該当する圧力と見なされる。

本発明の特別な利点は、例えば収縮期血圧と拡張期血圧といった値が、唯一の脈波から非侵襲的に特定できることであり、このことは物理的にも生理学的にも直接関連があることから有利である。

特に、続いて及び／又は収縮期血圧の検出の後で押圧の圧力を低下させ、とりわけ検出された拡張期圧力から検出された収縮期血圧まで、及び／又は収縮期における脈波の圧力の収縮期血圧及び／又は収縮期血圧の１．５倍、特に１．３倍まで、及び／又は特に測定場所での収縮期における脈波の圧力の収縮期血圧の６０〜１２０ｍｍＨｇ、特に６０〜９０％の範囲内にある値まで、及び／又は少なくとも１つの圧力センサーユニットの測定信号、詳細にはコンダクタンス、抵抗又は容量がまだ心拍数の変動を有しているような値まで低下させ、このことは、通常、拡張期血圧の圧力の８０％まで可能である。

特に、続いて及び／又は収縮期血圧の検出後及び／又は最初の収縮期血圧及び／又は最初の収縮期血圧の印加下における少なくとも１つの圧力センサーユニットの最初のコンダクタンスを知った上で押圧の圧力を低下させ、最初の収縮期血圧の１．１倍未満、又は最初の収縮期血圧未満に、又は拡張期血圧又は収縮期血圧の平均値にまで背圧及び押圧力を低下又は除去し、次に、測定コンダクタンスと最初のコンダクタンスの比、及び／又は次に測定コンダクタンスに割り当てられた圧力と最初の収縮期血圧の比を係数として用いることにより、最初の収縮期血圧から、現在の血圧、現在の動脈硬化、現在の脈波伝播時間、現在の脈波伝播速度、現在の脈波及び／又は心拍出量の現在の変化及び／又は現在の心拍出量を特定する。

特に、この方法は本発明に基づくシステムを使って実施される。

この課題は、血圧、動脈硬化、脈波伝播時間、脈波伝播速度、脈波、及び／又は心拍出量の変化、及び／又は心拍出量について時間分解測定を行うために、動脈上方の皮膚への押圧時に脈波によって加えられる圧力で機能性ポリマー、中間スペース、誘電体、体積及び／又は材料を圧縮することによる、少なくとも２つの導電層の間及び／又は少なくとも２つの回路配列間、特に回路網の間における電気的特性の変化、詳細には容量、コンダクタンスの変化、及び／又は電気的特性の変化、詳細には容量、抵抗及び／又はコンダクタンスの変化の使用によっても解決される。

この課題は、空気圧マンシェット、空気圧マンシェットの圧力印加装置、空気圧及び／又はガス圧センサーを備える周知の空気圧測定システムを後装着する方法によっても解決され、この空気圧測定システムは、特に利点として説明されている特徴において本発明に基づく方法を実施するように設定されている評価装置を装備している、及び／又はすでに装備されている評価装置を変更することにより、この評価装置は、特に利点として説明されている特徴において本発明に基づく方法を実施するように設定されている。

方法、圧力センサーユニット、システム及び／又は使用に関するこれらの有利な実施形態は、方法、圧力センサーユニット、システム及び／又は方法に適用することができる。

一般に、１つ又は複数のコンダクタンスの代わりに、１つ又は複数の抵抗を用いることもできる。このとき、コンダクタンスは抵抗の逆数であるため、それに応じて最大値と最小値を入れ替える必要がある。

抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーは、特に２つの仕方で作成可能である。すなわち、１つ目として、ポリマーは真性導電性が存在するように化学的に構築することができ、これは、例えばポリマー鎖の炭素原子の共役二重結合によって可能である。この種のポリマーは、一般的なポリマーと比べ新しく、ほとんど使用されない材料クラスである。従って、コストが高く、現在のバリエーションにおける特性の可変性はセンサー製造には十分ではない。

例えば、従来のポリマーに導電性材料を組み込むことも可能である。これは、特に数ナノメートルのサイズの煤粒子、グラファイト粒子又は金属粒子などであってもよい。抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーとしては、例えばＬｏｃｔｉｔｅ社のインクを用いることができる。一般的に、そのようなインクは、グラファイトなどの導電性粒子を混合した溶解性熱可塑性物質からなる。これらのインクは最適な電気的特性を有しているが、摩耗特性が悪いことから、センサーの寿命は短くなる。熱可塑性物質は、個々のポリマー鎖がスパゲッティーのように緩いポリマーである。この摩耗特性は、個々のポリマー鎖を互いに結び付けて、材料をゴムのようにするか、又はエラストマーに変えることによって改善することができる。

架橋は、製造中に、例えば硫黄のような顆粒剤など、様々な触媒をインク内及び／又は抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマーに加えることによって行うことができる。後付けの架橋は労力がかかり、ほとんどの場合が高コストである。例えば、抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマーの中にフリーラジカルが発生する可能性がある。このフリーラジカルがポリマー鎖を攻撃することで、その他の鎖と反応して架橋を作る反応ポイントが生じる。これらのラジカルは、放射線又は化学物質のいずれかによって生成可能である。放射線の場合、通常、電子ビームが用いられる。化学処理の場合、徐々に崩壊してフリーラジカルを放出する過酸化物がポリマーに加えられる。

導電性ポリマーは、ほとんどが薄い層であるため、化学的架橋が可能である。液体の過酸化物は、材料の中に拡散し、材料内でも（但し、表面付近で）化学反応を引き起こす。これにより、所定の反応時間でより高い架橋が生じ、表面材料の安定性も向上させることができる。

改善のための研究では、さらに、過酸化水素も有利な影響を発生させることが示された。このことは、過酸化水素がその他の過酸化物と比べ比較的危険が少なく、環境にもやさしい安価な化学物質であることから、とくに有利である。但し、より長い作用時間を必要とする。

過酸化水素のより高い反応性は、２つの仕方で達成することができる。１つは、反応時間中に温度を上昇できることである。もう１つは、ポリマーを溶剤によって膨張させ、材料内への拡散を増加できることである。一般的に、第１の方式では、１２０〜１６０℃の温度が使用される。しかし、この温度範囲には多くの熱可塑性物質の融点も存在するため、正確な温度管理が不可欠である。第２の方式にも問題がある。というのも、過酸化物と溶剤の混合は、多くの爆薬の基礎になるからである。

時間分解されている及び／又は時間的に分解されているとは、特に、時間分解によって測定が行われていること、又は時間分解による測定用にシステムが設定されていることを意味し、この測定は、人の脈波の圧力最大値と圧力最小値を検出することができ、詳細には、圧力に関して、及び／又は圧力最大値及び／又は圧力最小値の時点に関して、特に１つの脈波における時間に関して、最大１０％の不正確性を有し、及び／又は１０ｍｓ以上の精度を有している。特に少なくとも１つの電気的コンダクタンス、抵抗及び／又は少なくとも１つの容量の測定が行われる、及び／又はそのような測定のためにシステムが設定されており、少なくとも１００Ｈｚ、特に少なくとも５００Ｈｚ、特に少なくとも８００Ｈｚ、特に少なくとも１ｋＨｚの繰り返し率を伴っている。

心血管系の特性変数の検出は、心臓から発せられる動脈内の脈動する圧力波の測定値分析に基づいている。

特にミリ秒での脈動する圧力波の精度又はデータ収集速度が達成されることから、その時間的シーケンスにおいて測定値波とも呼ばれる脈動する圧力波の測定値は、最小値と最大値まで調査可能である。これらの最小値と最大値は、正しく取り扱った場合、従来の血圧値の拡張期部分又は収縮期部分の値に相当する。さらに、最大値又は最小値の時間間隔から、現在の心拍が特に脈拍ごとに特定可能になり、これが脈波変動の計算を可能にする。特に、心拍数と血圧を同時に特定することで、心拍出量の計算が可能になる。

本発明に基づく配置又はシステムは、複数の圧力センサーユニットを装備してもよい。これにより、脈波伝播時間の測定は、様々な測定箇所で測定を行うことが可能になる。

脈波伝播時間は、少なくとも２つの複数の圧力センサーユニット及び／又は少なくとも１つの圧力センサーユニットと圧力波及び／又は脈を測定するための装置とが、身体の少なくとも２つの測定箇所で、脈動する圧力波及び／又は脈拍を記録することによって特定できる。２つの最大値の時間間隔及び／又は同じ心拍に由来する相互の相関イベントは、測定箇所間の脈波伝播時間及び特に測定箇所の間隔及び／又は測定箇所から心臓までの距離のデータを使って脈波伝播速度を特定するために使用される。

脈波伝播時間の特定は、脈動する圧力波の測定値分析によっても可能であり、反射波を特定し、反射波と初期波との時間間隔を脈波伝播時間として特定することによって行われる。

心臓が血液を押し出すと、脈波はまず大動脈弓に達し、その後、この動脈はより小さな動脈に分岐する。分岐前後で直径が異なることから、それぞれの分岐で反射が発生する。振幅の最大反射は最も小さな動脈で生じ、この反射は圧力波の中で検知することができる。

脈波伝播速度は、測定箇所の相互間隔及び／又は測定箇所から心臓までの距離のデータを使って脈波伝播時間から特定可能である。

動脈の弾性も、例えばメーンズ・コルテベークの式を使って脈波伝播速度から特定可能である。さらに、データ収集、データ収集速度の時間分解により、センサー相互の距離も特に大きくする必要がなく、従って多数の圧力センサーユニットを備えるシステムが使用可能となるが、それらの圧力センサーユニットはユーザーには唯一のユニットとしか認識されない。これにより、現在使用されている測定装置では、長い準備時間と多くの様々なセンサーとを必要とする特性変数の測定を、非常に簡単かつ迅速に行えるようになる。

以下に、本発明に基づいて測定の手順を説明する。システム又は圧力センサーユニットを、適切な箇所、詳細には動脈上の箇所に取り付ける。この箇所は、例えば手首部分であってもよく、その後、その箇所をゆっくりと押圧する。押圧力による押圧又は背圧の調整は人間が行うか、又は自動アクチュエータを使って実施することもできる。同時に、動脈の脈動する圧力波から影響を受ける圧力センサーユニットの測定値、特にコンダクタンスが検知され、これらの測定値から圧力を導き出すことができる。詳細には６０ｍｍＨｇ以下の値から背圧又は押圧力が上昇すると、検出圧力及び／又は測定値波及び／又は測定値の最大値も上昇する。一定の押圧力又は背圧以降、最大値のさらなる上昇は検知されなくなる。圧力の最大値及び／又はコンダクタンスの最大値に割り当てられる圧力は、収縮期血圧の値である。押圧力及び／又は背圧が最小であり、測定値波及び／又は測定値の最大値上昇がそれ以上検知されない場合、測定値波の最小圧力値及び／又は最小値に割り当てられる圧力は拡張期血圧に相当する。

このとき、それぞれ１つの最大値は脈波の収縮期血圧に相当し、最小値は脈波の拡張期血圧に相当する。特にこの背圧又は押圧力において、それ以降さらに上昇しても測定値波及び／又は測定値の最大値の上昇は検知されなくなり、同じ状態で動かなくなると、連続測定が可能になる。この場合、圧力の各最大値及び／又はコンダクタンスの各最大値に割り当てられている圧力は、それぞれの脈波の収縮期血圧値を示す、及び／又は測定値波の各最小圧力値及び／又は各最小値に割り当てられる圧力は、脈波の拡張期血圧を示す。

特別な利点を使って、少なくとも１つの圧力値、特に少なくとも２つの圧力値、特に少なくとも５０の連続する脈波のうち、特に少なくとも５００の連続する脈波のうちの少なくとも２０番目ごとの脈波、特に少なくとも１０番目ごとの脈波、特に２番目ごとの脈波、又はすべての脈波が検出及び／又は表示されるように、本方法が実施され、及び／又はシステムが形成される。このとき、同時に、特に５〜２０の圧力値及び／又は５〜２０の脈波の圧力値が表示される。

特別な利点を使って、連続的に、すなわち特に、少なくとも５００の連続する脈波のうちの少なくとも２０番目ごとの脈波、特に少なくとも１０番目ごとの脈波、特に２番目ごとの脈波又はすべての脈波が測定されるように、及び／又は少なくとも５００の連続する脈波のうちの少なくとも２０番目ごとの脈波、特に少なくとも１０番目ごとの脈波、特に少なくとも２番目ごとの脈波又はすべての脈波から、少なくとも１つの血圧値、動脈硬化の値、脈波伝播時間の値、脈波伝播速度の値及び／又は心拍出量の変化の値及び／又は心拍出量の値が検出及び／又は表示されるように、本方法が実施され、及び／又はシステムが形成される。このとき、同時に、特に５〜２０の値及び／又は５〜２０の脈波の値が表示される。

特別な利点を使って、血圧、動脈硬化、脈波伝播時間、脈波伝播速度、脈波、及び／又は心拍出量の変化、及び／又は心拍出量、特に脈波の圧力変化が、少なくとも２つ、特に４つの四肢で測定され、四肢での測定値、特に同じ心拍に由来するそれぞれの測定値が比較されるように、本方法が実施される。

特別な利点を使って、このシステムは、血圧、動脈硬化、脈波伝播時間、脈波伝播速度、脈波、及び／又は心拍出量の変化、及び／又は心拍出量、特に脈波の圧力変化を、少なくとも２つ、特に４つの四肢において測定するために設定されており、このとき、１つの四肢ごとに特に少なくとも１つの圧力センサーユニットが取り付けられ、四肢での測定値、詳細には同じ心拍に由来するそれぞれの測定値が比較される。

このとき、測定は、特に配置を含めて左右同じ２つの四肢で、特に同じ血管で、詳細には動脈で、特に向かい合う身体側の同一箇所で行われる。

最大値及び／又は最小値は、特に局所での最大値と最小値である。

ここで提案するキャリブレーションは、ユーザーが実施するのではなく、自動で行うか、又はメーカーで行ってもよい。

本特許で説明されている圧力センサーユニットでは、加速力による影響は存在しない。

本特許において加速度センサーをオプションで使用する理由は、静水平衡点（ＨＩＰ）（例えば腕では、ＨＩＰに対する測定箇所の高さが腕の動作によって変化する）に対して身体の様々な箇所及び様々な高さで血圧値を測定しなければならないという事実に基づいている。ＨＩＰに対する現在の高さを知ることにより、例えば腕に測定箇所があっても、運動時でもＨＩＰでの血圧の値を特定することができる。

特に、互いに隣接する複数の圧力センサーを備えるセンサーアレイを使用する場合、動脈上に最適に載っているセンサーを選択することができる。これにより手間のかかるセンサーモジュールの位置調整が不要になるため、ユーザー快適性が向上する。さらに、センサーアレイを使用して、センサーアレイの少なくとも２つの圧力センサーユニットによる脈動する圧力波の測定値評価により、測定箇所での脈波伝播時間を調査することもできる。この場合、特に同じ心拍に由来している脈波の測定値の特に少なくとも２つの最大値が使用される。とりわけ、少なくとも２つの圧力センサーユニット間の距離が分かっている場合、それに基づいて、特に評価ユニットを使って脈波伝播時間を計算することが可能である。その他の本特許に基づく発明の配置では、複数のセンサーを互いに独立して調整することができるため、１つのセンサーを例えば心臓付近に取り付け、別のセンサーを例えば手首の適切な箇所に取り付けてもよい。脈動する圧力波の測定値評価により、ここでは心臓から手首までの脈波伝播時間の計算が可能になる。

本発明は最小のセンサーサイズによって行われ、身体への侵襲的介入の必要はない。力を加えることによって測定を行う圧力センサーユニットを使用する場合、センサーを皮膚の上に直接置くことができる（図１の文字Ｏを参照）。好ましくは、皮膚の上で血圧測定を行うために、圧力センサーユニットのサイズ、詳細には感圧面のサイズ及び／又は皮膚上の接触面のサイズは、さくらんぼの種よりも大きくない、及び／又は直径が１５ｍｍ未満、特に１０ｍｍ未満、特に５ｍｍ以下である。

本発明の機能は、従来の血圧測定方式であるリバ・ロッチ方式の機能に準拠している。しかし、本発明の機能では、血圧値特定の時間分解能が拡張されているため、連続的な長時間測定にも適用可能である。さらに、センサーサイズが小さいため、測定の痛みはより小さくなる。このことは、とりわけ連続的な長時間測定において有利である。

圧力センサーユニットと評価ユニットは、単独でも使用できる。しかし、有利なことに、この圧力センサーユニットは、評価ユニットと一緒に、及び／又はエネルギーユニットと一緒に、及び／又は無線ユニットと一緒にシステム内及び／又は装置内及び／又は衣類の中に組み込む、及び／又はアタッチメントとして設計される。可能な衣類としては、アームバンド、アンクルバンド、靴、リング又はイヤークリップが考えられる。さらに、本発明に基づく配置は、特別に作られたベルトを使って身体に固定することも可能である。本発明の配置及び／又はシステムをアタッチメントとして設計する場合、これを従来のアームバンドの上に取り付けるか、又は例えば靴／舌革（足背）に取り付けるか挿入することによって身体に固定できる。

有利なことに、本発明に基づく配置及び／又はシステムはアクチュエータによっても拡張可能であり、このアクチュエータは、基本圧力又は押圧力を圧力センサーユニットに加えることができる、及び／又は圧力センサーユニット及び／又はセンサーアレイを基本圧力又は押圧力で皮膚に押し付ける及び／又は押し当てる。しかしながら、本発明に基づく配置はアクチュエータなしでも稼働可能である。

さらに、本特許明細書において説明しているように、本発明に基づく配置は、圧力センサーユニットによって圧力が身体に加えられるように身体に固定することができる。

このとき、特に、動脈系の脈を感知できる身体の場所が有利である。これは、例えば手首のポジション又は足背上のポジションなどである。

理論的に、血圧測定にはＦＳＲセンサー（Ｆｏｒｃｅ Ｓｅｎｓｉｎｇ Ｒｅｓｉｓｔｏｒ）のような種類の技術が圧力センサーユニットとして使用可能である。この技術は、Ｉｎｔｅｒｌｉｎｋ社の特許明細書で説明されており、当業者はインターネット上でＩｎｔｅｒｌｉｎｋ社の多数の公開資料を入手できる。ここで説明されている圧力センサーはＩｎｔｅｒｌｉｎｋ社によっても製造され、長年販売されている。この圧力センサーには様々なサイズがある。記載されているＦＳＲという名称でのセンサーは、導電性ペースト又は物質をキャリア材料の上に、但し導線の上部に塗布することによって機能する。

しかし、ほとんどの場合は感圧フォイル及び抵抗伝導性フォイルが使用され、これをキャリア層と共に電気回路の上に取り付け、両面接着層を使って互いに接続する。当業者には、これに関する必要な情報が提供されている。しかし、「Ｉｎｔｅｒｌｉｎｋ」社が提供するＦＳＲセンサーは、感圧フォイルに限定されており、圧力又は重量を加えるとフォイルの抵抗伝導率が変化する。

ＦＳＲセンサー技術は、正確で連続する一定の圧力測定用には開発されていない。測定値の連続記録における変動が大きいと、重量の測定において不適切なことが生じるため、医療での使用にも不向きである。

従来のセンサーのキャリブレーションは、センサーに周知の圧力で負荷をかけることによって行われる。このことは、例えば、一定の圧縮によって周知の圧力を設定するモーター付きアームバンドであってもよい。アームバンドのこの圧力は、例えばひずみゲージ（これらは、時間分解能が低すぎるため実際の測定には使用できない）によって検出することができる。

しかし、有利なことに、キャリブレーションは、特にシステム内に含まれている振動モーターを使って、及び／又は振動モーターによる押圧力の変動によって実施される。この振動モーターは、当業者には周知の適切な電気回路によって特定の圧力をセンサーに加え、それによってキャリブレーションを実施することができる。例えば、圧力センサーユニットをバンドの内側に取り付けてもよい。振動モーターは、センサーとバンドとの間に配置することができる。

このバンドとセンサーとを互いに押し離すようにモーターが振動するか、又はバンドを腕に取り付けると、この押し離す動きによって圧力センサーユニットの皮膚への押圧力が変化する。従って、特に、振動モーターは取り巻き装置と圧力センサーユニットとの間に配置されている。

しかし、有利には、特に一回限りの工場側のキャリブレーションが使用される。

本発明では、解決手段として、特に弾性のある成形物の形態での、血圧測定に使用する特殊な小型の構造形状を優先的に取り扱っている。

有利には、センサーでは以下の要件が満たされていなければならない。
・ 弾性のある形状によってセンサーは身体の各測定箇所に適合できること、及び／又は
・ 怪我を予防するための柔らかなセンサーの形態、及び／又は
・ センサーの被覆範囲を最大化するため、身体に適合する形状であること、及び／又は
・ 有利には直径５ｍｍ以下の小型サイズであること。しかし、それより大きなサイズ、より小さなサイズも可能、及び／又は
・ できる限りキャリブレーションなしで一定の測定品質を示すこと。２週間以上の連続測定が少なくとも保証されること、及び／又は
・ 予想される血圧範囲に対応する測定範囲を有し、この範囲は、最低４０ｍｍＨｇ又は５キロパスカル及び／又は最大３００ｍｍＨｇ又は４０キロパスカルであること、及び／又は
・ ０．５ｍｍＨｇ以下の圧力分解能を示すこと、及び／又は
・ １ｍｓ以下の時間分解能を示すこと、及び／又は
・ センサーは、信号の減衰ができる限り少ないこと、及び／又は
・ 天気及び湿気の影響を受けないこと。これは汗に対する耐性も含む、及び／又はバッテリー稼働など移動測定を可能にするため、測定値検出は少ないエネルギー要求で可能であること、及び／又は
・ 小型構造を実現するために、測定値検出は実際のセンサーの他に少数のコンポーネントによって可能であること。

従って、本発明は、特に、以下で説明する新しいタイプのセンサーを圧力センサーユニットとして使用するが、ＦＳＲセンサー又はピエゾセンサーを圧力センサーユニットとして使用してもよい。

有利には、心拍出量の測定にはＳＲＳセンサー（切替え可能な抵抗センサー）を使用できる。このタイプのセンサーは、複数の測定範囲を有している（少なくとも２つの互いに異なる測定範囲）。これにより、例えば測定範囲を合計することによって共同で１つの広い測定範囲をカバーできる、及び／又は精度の異なる１つ以上の測定範囲をカバーできることになる。この特別な利点によって、測定範囲は少なくとも部分的に重複している、及び／又は測定範囲は様々な大きさ及び／又はスパンを有している。各測定スパンにわたる絶対コンダクタンス変化が同じで、測定精度が同じである場合、様々なスパンから、特に様々な測定分解能、詳細には様々な圧力分解能が生じる。さらに、個々の測定範囲は互いに独立している。すなわち、血圧測定は、同時に異なる測定範囲と特に異なる精度で、及び／又は異なる測定範囲及び／又は異なる印加範囲で可能である。有利なことに、印加範囲は部分的に重なり合っている。

Ｉｎｔｅｒｌｉｎｋ社の他のタイプのセンサー、例えばＦＳＲセンサー（Ｆｏｒｃｅ Ｓｅｎｓｉｎｇ Ｒｅｓｉｓｔｏｒ）又は圧電センサーに比べると、より広い合計測定範囲の検知が可能である。このことは、身体が動くと、ＨＩＰに対するセンサーの高さ、例えば四肢での測定ポイントに応じて、時変血圧信号が変化するため、特に有利である。血圧信号の変動には、多くの原因がある。身体の動作以外に、例えば温度変化又は薬剤も血圧信号の突然の変化を引き起こす可能性がある。

ＦＳＲセンサーとは異なり、ＳＲＳセンサーは少なくとも３つの回路配列又は回路網又は導電層を有しているが、ＦＳＲセンサーは２つの回路配列又は回路網しか有していない。ＶＳＲセンサーは、コンダクタンス及び／又は抵抗を読み取るために、同様に２つだけの回路配列又は回路網を有している。しかし、誘導には少なくとももう１つの回路配列又は回路網又は電極が必要である。

回路配列、回路網又は回路網の配置は、特に分岐している及び／又は平面な及び／又は指型の及び／又は湾曲している少なくとも１つの導体部分、特に複数の導体部分有し、この／これらの部分はメッシュ及び／又は開口部を有していてよい、及び／又は迷路のように形成されていてよい。

回路配列又は回路網は、特に交差している、及び／又は特に平行な回路部分を有している。

回路、回路部分又は導電層は、例えば金属及び／又はドープされた半導体であってよい、及び／又は導電性ポリマーによって形成されていてよい。

導電層は、特に穴又は開口部がなく、平面的に形成されている。

導電性ポリマーは、通常、銅などの金属導体よりも高い抵抗を有している。従って、これだけは導電性ポリマーで印刷するか、又は実施されなければならない。このことが絶対に必要なのは、そうでない場合にエネルギー要求がさらに高まることが予想され、信号品質が低下するおそれがあるからである。デジタル回線の場合、ポリマー製導体が長すぎると信号伝達が影響を受けるおそれがある。

導電性ポリマーは、導体の抵抗の他に、高い接触抵抗も有している。このことは、ポリマー導体に金属導体を（圧着などによって）簡単に押し付けるだけでは、通常、有効な接触を確立できないことを意味している。しかし、ほとんどの場合、ポリマーから金属導体への移行部を避けることはできない。

しかし、特に３Ｄ印刷で使用するポリマーは溶融性であるため、金属導体を加熱してポリマー導体の中に押し込むことによって、別の接続バリエーションが生じる。これにより、ポリマー導体は局所的に溶融し、金属導体が沈み込む。これが冷却すると、電気接点が生じる。このようにして、金属導体をポリマーの中に埋め込むことが可能である。

機械的及び電気的接続を改善するため、金属導体の端部を網状又は１つ以上の止め輪の形に形成してもよい。

ＳＲＳセンサーは、少なくとも３つの回路配列又は導電層によって複数の測定範囲で同時に脈動する圧力波の信号を検知できるため、読出し回路を切り替えることなく、最適な測定範囲を使用することが可能である。

もう１つの有利なセンサーは、ＶＲＳ（可変抵抗センサー）である。これは、電気誘導によって測定範囲を変更できるセンサーである。この場合、測定範囲は、特にセンサー又は圧力センサーユニットの機能性ポリマーへの誘導によって変更される。従って、このタイプのセンサーを使っても幅広い測定範囲をカバーすることが可能である。

ＶＲＳセンサーでは、ＦＳＲセンサーと同様に、コンダクタンス及び／又は抵抗を検出する回路配列を選択できるが、さらにポリマーの感受性も電気誘導によって変化する。測定範囲の選択は、電気誘導の度合いによって任意に行われる。

一般に、回路配列、回路網及び／又は少なくとも１つの導電層は、特に電気的に絶縁されたキャリア層の上に配置されている。

このタイプのセンサーを使用する場合、原則的に２つの測定方式がある。１つには、固定した測定範囲を設定することができ、この測定範囲は必要に応じて切り替えることができ、脈動する圧力波の信号は直接測定される。もう１つは、規定の信号が発生するまで測定範囲選択のための電気誘導を変更することによって、間接的に圧力を測定する方式である。この場合、電気誘導の設定が実際の測定値になる。直接的測定が測定値の生成をより迅速にできる一方、間接的測定ではより正確な測定値が提供可能である。

ＶＲＳセンサーの回路の基本構造は、特に、２つの測定範囲、すなわち３つの回路網を備えるＳＲＳセンサーの構造と同じである。しかし、特に、使用される回路網は２つだけであり、それらの間で抵抗が測定され、その抵抗が測定値として使用される。特に、第３の回路網、電極及び／又は第３の導電層は、もう１つの（第４の）導電層と一緒に機能性ポリマーの（回路網から見て）反対側で使用される。もう１つの（第４の）導電層と第３の回路網、電極及び／又は第３の導電層との間には、特に電圧を誘導するため及び／又は機能性ポリマーの特性を変更するために電圧が加えられる。

機能性ポリマーは、この印加された電圧に反応する特性を有している。この反応は、測定範囲の変更の中で生じる。この場合、個別に又は一緒に利用可能な２つの作用機序がある。１つはポリマーの導電性を変更できること、もう１つは機械的特性を変更できることである。

電気的特性を変えられる機能性ポリマーの例は、細長い導電性粒子が組み込まれている非導電性の柔らかい基材からなる。さらに、粒子は双極子モーメントを備えている。

電圧が印加されていない場合、これらの粒子の向きはランダムである。電圧を加えることで、粒子はその双極性モーメントに従って配向される。印加電圧の場に対する粒子方向の平均角度は、印加電圧の強さに左右される。電圧場に対して垂直な電気的特性、すなわちセンサーの抵抗の測定方向の電気的特性は、測定方向における導電粒子の間隔に依存している。

電圧印加時にセンサー面に対して垂直に整列する棒状の粒子を使用する場合、整列の際に測定方向（センサー面に対して平行）の粒子の間隔が増加し、ポリマーの内部抵抗が上昇する。最初の２つの回路網間抵抗を同じにするには、ポリマーを回路に強く押し付ける必要があり、これによってポリマーの内部抵抗が大きくなり、それに釣り合う小さな接触抵抗が生じ、インパクトの測定範囲は上方へ移動する。

電圧の印加によって機械的特性を変更できる機能性ポリマーは、電気活性ポリマーという総称でまとめられる。例えば、ナフィオンというポリマーを使用することができ、これは１〜５Ｖの電圧を印加すると変形する。

この電気活性ポリマーの上に、両側から平面的で変形可能な電気接点を取り付けることができる。この電気接点上に、特に導電性ポリマーからなる層を取り付け、有利には電気接点と導電性ポリマーとの間に非導電層が取り付けられる。

電気接点に印加された電圧は、ポリマーの変形を引き起こす。このとき、電気活性ポリマーの厚さは、同心円状に外側へ減少するような構造にすることができ、これによって半円形の変形が生じる。このポリマーはその動きが制限されるため、そのように変形したポリマーは回路の上に押し付けられる。

電圧が印加されていると、電気活性ポリマーが回路に押し付けられるため、ポリマーの変形がない場合に、同じ測定値を得るために必要な外からの負荷はより小さくなる。測定範囲はより小さな負荷の方へ移動する。

このタイプのセンサーは、それ自体が力又は圧力印加によって抵抗値を変える電気抵抗であることを示している。ＳＲＳは様々な測定範囲に対する様々な抵抗を備えているが、ＶＲＳセンサーは特に１つの抵抗しか有していない。ＳＲＳセンサー又は圧力センサーユニットの機能性ポリマーへの誘導によってＳＲＳセンサーの測定範囲を変更することにより、ＶＲＳセンサーとＳＲＳセンサーとは圧力センサーユニット内で組み合わせることが可能になる。

回路及び／又は回路網及び／又は回路部分は、特に相互に絶縁されている。

ここに提案されているセンサーは、抵抗伝導性及び／又は導電性である、及び／又は抵抗伝導性表面部分及び／又は導電性表面部分及び／又は抵抗伝導性表面及び／又は導電性表面を有しているポリマー及び機能性ポリマーが、力の作用によって、特に露出している回路の配置へ押し付けられることに基づいている。このとき、回路は、特に完全に露出しているのではなく、接触によって機能性ポリマーが回路に電気的に接触できるように露出していなければならない。従って、実際の使用では、回路配列とポリマーの特性の両方が調整される。

ＳＲＳセンサーの場合、特に複数の回路、回路部分、回路配列及び／又は回路網が相互に密接に関連し合っている。このとき、回路配列又は回路網の数は、測定範囲の数から決められ、測定範囲の数に１を加えた数になる。

特性の調整は、圧力センサーユニットの回路網及び／又は回路配列を測定要件に適合させることによって可能であり、このことは、回路及び／又は回路網、回路配列及び／又は回路部分の間隔と、回路及び／又は回路網、回路配列及び／又は回路部分の幅とを相互調整し、回路及び／又は回路網、回路配列及び／又は回路部分の表面被覆率を調整することによって可能である。さらに、個々の範囲の適切な塗装によっても調整を行うことができる。

これらのパラメータを迅速かつ低コストで設定するため、もう１つの非導電性ポリマー層を追加することが有利であると判明した。

従って、回路設定の手順は、まず経験に従って、要件にほぼ一致するセンサーを作成することによって行われる。次に、回路と抵抗伝導性ポリマーとの間にもう１つのポリマー層を加えてもよい。このもう１つのポリマー層は非導電性である。

非導電性ポリマー層には、穴、ストリップ又はその他の脱落部が設けられる。希望する測定範囲が見つかるまで、脱落部の面積比及び正確な形状は変更される。このことは、一方でこの追加のポリマー層が低コストであること、他方では迅速に交換可能なことから、特に有利である。

最適な面積比が見つけられると、センサーの製造において、非導電性ポリマー層に相当する塗装が使用される。

圧力センサーユニットの圧力印加とコンダクタンス及び／又は抵抗値の逆数との間の関係は、特に各測定範囲において特に線形である。

困難な問題は、個々の回路網のそれぞれが面のすべての点をカバーしており、そのとき回路網間の間隔も存在するような回路及び／又は回路部分のレイアウトを見つける必要があることである。これは実現可能ではないため、できる限り近い近似が優先される。

回路網間の間隔により、圧力センサーユニットの圧力分解能が決まる。この分解能は、ポリマーの機械的特性との相互作用で生じる。同一のポリマーを使用する場合、次のことが該当する。すなわち、間隔が小さいほど、分解能は高くなる。しかし、これに対して最大測定範囲は逆に作用する。従って、分解能と最大測定範囲との間で折り合いを付ける必要がある。

それぞれ個々の回路網による面の被覆はセンサーの精度を決定する。ポリマーが回路に押し付けられると、ポリマーは、詳細にはまず１つの点に接触する。この点に、１つの回路網の回路だけが存在する場合、異なる回路網間に電気的接触が生じないため、圧力負荷はコンダクタンスの変動を引き起こさない。

より大きな負荷では、回路網の間に電気的接触がすでに存在しており、より広い面を持つポリマーが回路に接触している場合、接触は改善される。負荷の増加時に、１つの回路網でしか検出されない、又はどの回路網でも検出されない面にわたって接触面が拡大する場合、測定値変動は発生しないため、この負荷範囲を検出することはできない。精度は、この見えない負荷範囲の大きさによって決まる。

多くの用途において有効であると判明した可能な配置は、幅又は厚みが同じ回路で、回路間が幅又は厚みの半分に相当する間隔を備える回路を交互に配置することによって得られる。

ポリマー圧力センサーの機能は、抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーが負荷ごとに多少とも回路に押し付けられることにより、２つの回路網の間に（抵抗が加わっている）電気的接触が生じることに基づいている。センサーの負荷ごとに、電気抵抗及びコンダクタンスは変化する。

回路レイアウトの最適化には、一般的に様々な基本的アプローチがある。例えば、回路は幅と配列を変更できるため、回路に伴って様々な面の被覆率が生じる。

例えば、塗装を用いてもよい。この塗装は、回路の様々な範囲を被覆する。

塗装のもう１つの可能性は、部分的に回路を被覆するために、回路が取り付けられている面を部分的に塗装することである。回路の被覆率が大きいほど、良好な電気的接触を生成するためにより多くのインパクトが必要になる。また、最大測定範囲は増加する。例としては、半球状又は球状キャップ形のポリマーがあるだろう。このポリマーが回路上に押し付けられると、接触面がインパクトによって増加する。このとき、面は負荷の増加に伴って同心円状に拡大する。面が大きくなるほど、電気接点と測定値とは改善する。

同心円状のリングが塗装として取り付けられる場合、負荷の増加時に、接触面が塗装範囲を超えて拡大する負荷範囲が生じる。すなわち、この負荷範囲では、測定値が一定しており、センサーはこの測定範囲を検知することができない。この現象は回避する必要があり、半球状又は球状キャップ形ポリマーの場合、星形のマークの方が有利である。

センサーの寿命を延ばすため、適切な塗装も利用することができる。従来の回路基板の製造では、最適な滑らかな平面は得られず、回路は浮かび上がる。そのような回路の高さは、通常、３５又は５０μｍである。その他の高さも製造可能であるが、０μｍの高さにはならない。センサーに負荷がかけられると、すぐに回路はポリマーに押し付けられる。これにより、ポリマーのこの箇所で応力が上昇し、測定品質を下げる摩耗が発生する可能性がある。これを防止するためには、最適な滑らかな表面が望ましい。

少なくとも近似的に達成できるように、回路の間に塗装が施される及び／又は施されていてもよく、これは回路網及び／又は回路の陰極に相当する。しかし、現状の塗装方式は絶対的に正確ではないため、圧力と、この圧力が中間スペースを埋める箇所とに僅かなずれが生じる。

従って、塗装を２回行うか、又は２つの塗装があることによって改善が可能である。最初に、回路網及び／又は回路の陰極及び／又は回路間の中間スペースよりも多少細く及び／又は小さく形成されている塗装が中間スペースに設けられるか、又は設けられていることにより、回路上に塗装される及び／又は塗装されている塗装のずれも生じない。この最初の塗装は比較的厚い塗装であり、詳細には回路よりも１０〜３０％及び／又は３〜１０μｍ少なく、特に高さが３５μｍの回路の場合、塗装は例えば３０μｍの厚みである。

次に及び／又はさらに、第２の塗装が施される及び／又は施されており、この塗装は第１の塗装よりも薄く、特に２〜２０μｍの厚みである。この塗装は、回路間の中間スペース及び／又は回路網及び／又は回路の陰極よりも多少大きい及び／又は幅広いため、ずれが生じても、（僅かな部分の）回路は部分的に被覆される。

塗装又は第１の塗装は、特に回路間の中間スペースを大まかに充填し、第２の塗装は、回路から塗装された中間スペースへの移行部をできる限り滑らかにする。

特に、ＳＲＳ、ＶＲＳ及び／又はＦＳＲセンサーの場合のように実施されている回路配列、導電層及び／又は回路網及び／又は回路部分の他に、特にＳＲＳ、ＶＲＳ及び／又はＦＳＲセンサーとして形成されている圧力センサーユニットは、圧力の適切な提供及び／又は配分のための特に弾性のある装置及び／又は機能性ポリマーを有している。機能性ポリマーは、特に少なくとも１つの導電性表面部分を有し、これは例えば機能性ポリマーの部分であっても、又は層として存在していてもよい。しかし、通常は、多数の材料、詳細には様々な特性を備えるポリマーから形成される。機能性ポリマーは、特に１つの構造形状を示すか、又はそのようなものとして実施されている。従って、これは成形物とも呼ばれる構造であってよい。この構造形状又は成形物は、特にその断面にわたり、非連続的な厚みを有している。この構造形状又は成形物は、球状及び／又は球状セグメントとして実施されている、及び／又は弾性的に形成されている。

機能性ポリマーの調整又は最適化には、測定条件の正確な知識が必要である。血圧、脈波及び／又は心拍出量の変化及び／又は心拍出量の測定の場合、このことはセンサーを皮膚の上で使用し、１〜１０Ｎの範囲で力が生じることを意味している。さらに、１秒当たり少なくとも１０００数値という高いデータ収集速度が可能でなければならない。

有利には、ポリマー及び／又は機能性ポリマーとしてシリコンが使用され、特に様々な特徴を有する複数のシリコンが使用される。

測定範囲及び高いデータ収集速度の要件により、機能性ポリマーは、力の変動に反応するため、ある程度の反力を発揮することが必要となる。

このことは、特に２つの仕方で可能になる。１つはシリコンのショア硬度を調整することであり、もう１つは必要な反力を可能にするため、形状形成において構造形状を適切に選択することである。

これらの両方の特性は、互いに独立して調整することもできる。このために、この構造形状で使用される少なくとも１つのさらなる材料に比べて高いショア硬度を備える構造形状が作成される。この構造形状は、特に、回路、回路部分、回路配列及び／又は回路網の面、詳細にはこの構造に割り当てられているアレイの回路、回路部分、回路配列及び／又は回路網の面よりも大きい。そのような構造形状は、特に、使用時に回路と接触する場所に、別の比較的低いショア硬度を持つシリコンで形成されている、特に抵抗伝導性及び／又は導電性のある面を有している。シリコンの他にも、特に、以下に挙げる機械的特性を満たしていれば、一般にゴムと呼ばれるすべてのポリマーも適している。

さらに、機能性ポリマーは、場所に応じてショア硬度が変化するように実施することもできる。このことは、特に、機能性ポリマーを例えば層のように塗布し、層ごとに別のショア硬度を使用することによって行われる。多様なショア硬度の別の可能性は、特殊な紫外線硬化性ポリマーの使用である。これらのポリマーは、紫外線に当たるとショア硬度が変化する。露光時間に応じて、ショア硬度を調整することができる。例えば、マスクを使用するか、又は紫外線レーザー光を適切に送ることによって、様々なショア硬度を同心円状に配置することもできる。紫外線によって変化するポリマーに基づくこの種のセンサーは、適用する場合、ショア硬度を一定に保つために、光がポリマーに到達しないように形成する必要がある。

機能性ポリマーの形状、特に構造形状は、さらなる設定パラメータになる。機能性ポリマーの課題は、とりわけ力が作用したときに、回路にまといついて、力に応じて接触面を拡大することである。おおまかには、初期形状として半球状又は球状キャップ形が適していることが実証されている。設定パラメータとなるのは、外側への平坦化及び中心箇所の形である。

機能性ポリマー及び／又は構造は、特に抵抗伝導性ポリマーの層を有し、特にその場合、その他に使用されるポリマーは非導電性である。

抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーは、色材としても入手可能であり、その他のポリマー色材の追加によってその導電性を調整することができる。

抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーは、特に０．２〜１０ｋΩ／ｃｍ／ｍｍ^２の特殊な抵抗を有している。

導電層及び／又は回路間のコンダクタンスには、通常、回路への真性導電率及び接触導電率が重要である。通常、２つの回路間の間隔は、１ｍｍよりも小さいため、ほとんどの場合、真性導電率の設定及び／又は真性導電率はあまり重要ではない。多くの場合、より重要になるのは、回路への接触の設定及び／又は接触、すなわち接触抵抗である。これは、特に機能性ポリマーの表面性状、特にその微細構造に左右される。

機能性ポリマーの課題は、特に、導電性ポリマーを回路から押し離し、それによって反力を上昇させることであり、このことは、特にスペーサ又は脚部（以下を参照）で行われる。センサーに負荷がかかると、導電性ポリマーにかかるすべての力、従って回路間の接触を確立する力は、センサーへの力から脚部の反力を引いたものとして得られる。これにより、脚部がより多くの反力を提供できるほど、達成される測定範囲は増加する。通常、脚部は、圧力センサーユニットの静止位置で機能性ポリマーから回路及び／又は導電層までの距離を提供するように形成されている。

反力は、心拍から生じる動脈の可変圧力波による圧力変化にセンサーが十分な速さで反応できるように、すなわち、特に脈波の持続時間及び／又は特に２ｍｓ未満、特に１ｍｓ以下の脈波の持続時間に関するエラーが特に１０％未満、及び／又は振幅、特に測定可能な最大振幅及び／又は脈波によって作用する最大振幅のエラーが１０％未満の時間図が可能であるように選択されなければならない。動脈内の脈動圧力波を測定するのに適しているのは、スペーサ用、機能性ポリマー用、構造形状及び／又は球状キャップ用の材料について、特にＡＳＴＭ Ｄ２２４０（２０１５−０８）及び特に１秒の検査時間に準じたショアＡ硬度が特に８５〜９８であり、特に回路上に配置する場合及び／又は回路の電気接続のためには９０〜９８、特に９２〜９７、特に９４〜９６、特に９５であり、及び／又は導電層間及び／又は回路間に配置する場合（特に圧力センサーユニットの代替の実施形態として以下に説明される）は８５〜９５であり、特に８８〜９２、特に９０であり、及び／又は特に回路及び／又は導電層の平坦部分と平行な断面における機能性ポリマーのサイズ、特に最大サイズは、１ｃｍｘ１ｃｍ〜２ｃｍｘ２ｃｍ及び／又は高さ０．５〜３ｍｍ、特に１〜２ｍｍであり、及び／又は特に回路及び／又は導電層の平坦部分と平行な断面におけるスペーサの総面積は３〜５ｍｍ^２であり、及び／又は脚部の数は３又は４であり、及び／又はリングとして実施されている脚部の数は１又は２である。

スペーサ、機能性ポリマー、構造形状及び／又は球状キャップには、シリコンの使用が特に適している。とりわけ、スペーサ、詳細には脚部と球状キャップとは、特にスペーサと球状キャップとを接続するための接続部と一緒に一体形成されており、特に球状キャップは導電層を有している。

特に、機能性ポリマーは、球状キャップ又は球状セグメントの形状を有する構造形状を備え、このとき、球状キャップ又はセグメントは、特に、２〜９ｍｍ、特に４〜６ｍｍの最大直径及び／又は０．５〜３ｍｍ、特に１〜２ｍｍの高さを有し、特に球状キャップ又はセグメントは直径が８〜３０ｍｍである。特に、球状キャップ及び／又はセグメントは、導電性ポリマーからなる層を有している。特に、構造及び／又は球状キャップの機能性ポリマーはシリコンから実施されている。特に、側面には球状キャップ及び／又はセグメントの他に脚部が配置されている。

特に、回路、脚部、機能性ポリマー、導電層及び／又は構造は、静止状態で機能性ポリマー、詳細には球状キャップ上の導電層と回路との間に、０．０５〜０．５ｍｍ、特に０．０５〜０．２ｍｍの間隔ができるように形成及び配置されている。

より小さな機能性ポリマーは、より柔らかいポリマー又は総面積のより小さいスペーサを有している必要があり、それによって、希望する変形が可能になる。しかし、柔らかいポリマーは、リセット力が小さいため、脈波の追従が悪くなる。

これにより、個々のポリマーの意味又は課題が生じる。構造形状のポリマー及び／又は特に抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマー、特に抵抗伝導層及び／又は導電層の構造形状は、一方で、負荷がない場合にセンサーを規定の初期状態にする役割を有し、他方では規定のリセット圧が増加する。このリセット圧は、測定値のノイズを引き起こすおそれのある機械的振動を抑制するのに役立つ。機能性ポリマー、特に抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマー、特に抵抗伝導層及び／又は導電層は、回路への抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマーの接触面をコントロールする役割を有している。機能性ポリマー、特に抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマー、特に抵抗伝導層及び／又は導電層は、一方で、とりわけ非常に素早いリセット性能を有することを特徴としている必要がある。すなわち、拡張及び負荷除去運動の速度は、脈動する圧力波に追従できなければならない。他方では、機能性ポリマー、特に抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマー、特に抵抗伝導層及び／又は導電層は、機械的負荷に応じて、多少とも回路に密着することを特徴としている。このとき、機能性ポリマー、特に抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマー、特に抵抗伝導層及び／又は導電層の機械的特性は、頻繁なセンサーの負荷が最大圧力範囲まではない場合も、回路の圧痕がポリマーに残らないように調整されていなければならない。抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーは、個々の回路網の間で接触を確立する。その特性は、特に、圧力センサーユニットの静止状態において回路への有効な接触を持たないことである。このことは、特に、ポリマーの表面、特に抵抗伝導性表面及び／又は導電性表面の微細構造に凹凸が多いことによって生じる。ポリマーが回路と接触する場合、最初に僅かな微細構造の突出部だけが回路と接触し、ポリマーと回路との間には高い電気抵抗が存在している。ポリマーへの圧力が高くなると、微細構造が変形し、微細構造の突起部が平坦になることにより、本来の接触面が増加するため、電気的接触が改善し、回路とポリマーとの間で電気抵抗は小さくなる。負荷が除去されると、平坦になっている微細構造の突起部も負荷がなくなり、初期形状に戻る。

このとき、機能性ポリマー及び／又は構造形状は、特に少なくとも１つのスペーサ及び／又は脚部を有しており、これは、圧力センサーユニットの静止状態又は負荷のない状態で、機能性ポリマー、特に抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマー、特に抵抗伝導層及び／又は導電層が、回路、回路配列及び／又は回路網から離れており、電気的接触が生じないように設定されている。脚部は、例えば個々の突起部又は同心円状構造として形成されていてよい。これらの脚部の形状と、機能性ポリマー、特に抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマー、特に抵抗伝導層及び／又は導電層への近さとは、望ましいセンサーの反力に到達するように調整されていてよい。機能性ポリマー、特に抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマー、特に抵抗伝導層及び／又は導電層の中心には、機能性ポリマー、特に抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマー、特に抵抗伝導層及び／又は導電層の形状を超えて突き出している突起部を挿入することができる。この突起部、スペーサ及び／又は脚部は、その他の機能性ポリマー及び／又はその他の構造とは別のショア硬度又は同一のショア高度を有していてよい。

さらに、脚部は、ポリマーを所定の位置に保持する役割も担うことができるため、最適には、センサーのせん断応力が発生しても回路上でポリマーの横方向の動きは生じない。

回路が配置されている、スペーサ及び脚部が部分的に収納されているか、又は脚部の箇所に取り付けられているプリント基板又はキャリア内に、穴又は窪みを取り付けると、脚部又はスペーサを非常に上手く安定化させることができるため、横方向の動きは発生しないことが判明した。

少なくとも１つのスペーサは、特に、回路が配置されているキャリア、及び／又は導電層と、特にキャリアの穴又は窪みの中で接着されている。

さらに、脚部の位置及び形状を適切に選択する必要がある。僅かしかない小さな脚部は、負荷の際に機能性ポリマーに不均等な圧力場をもたらす。これにより、加えられた負荷に対して機能性ポリマーは同心円状ではなく変形する。

これは、リング型及び／又は同心円状の脚部形状を選択することによって最適化することができる。このリングは、次の２つの主要なパラメータを有している。

リングの厚み又は幅により、このリングが押しつぶされるまでにセンサーがどれくらいの力を吸収することができるかが決まる。厚みは、目標とする測定範囲において、インパクトと測定値との間の関係ができるだけ線形になるように選択する必要がある。

リングの高さにより、どれくらいの力に達するとセンサーが信号を送信するかが決まる。最適かつ有利な分解測定を行うため、高さは、有効なインパクト以降から測定が行われるように選択する必要がある。

両方のパラメータは、相互に影響を与えることができる。センサーに負荷がかかっている場合、リングが高くなるほど、このリングは変形によって厚みが増す。リングの高さが増すことにより、力の吸収も増加する。

特に、この機能性ポリマー及び／又は構造形状には、その他の機能性ポリマー及び／又は構造形状が非抵抗伝導性又は非導電性である場合、もう１つの抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマーが取り付けられる、及び／又はこの機能性ポリマー及び／又は構造形状は、その他の機能性ポリマー及び／又は構造が非抵抗伝導性又は非導電性である場合、抵抗伝導性ポリマー及び／又は導電性ポリマーを有している。機能性ポリマーのサイズは、特に回路網の面積に左右される。

代替の圧力センサーユニットは、複数の感受性のある活性面又は体積を含み、それらは重なり合う及び／又は混じり合うことが可能である。それによって、例えば、同時に同じ測定点で使用できる複数の測定範囲を作ることができる。

これまでに説明したポリマー圧力センサーの構造は、導電性ポリマーを互いに分離した２つの金属導体網の上に押し付けることに基づいている。押圧力に応じて、金属回路とポリマーとの間の電気的接触が変化する。このポリマーは、２つの回路網の間で抵抗がかかっている接触を確立する。このとき、ポリマーと２つの回路網との間の接触抵抗と、ポリマーの抵抗とを合計した抵抗が生じる。

代替の圧力センサーユニットには、導電性材料、特にポリマーからなる２つの面又は層が含まれている。これらの面又は層は、重なり合って配置されており、もう１つの層又は面によって非導電性ポリマー又は非導電性塗装から分離されている。導電性ポリマーからなる２つの面又は層は、電気的に接触しており、特に、２つの面の間の抵抗及び／又はコンダクタンスが測定される。

有利には、導電性ポリマー及び非導電性ポリマーのショア硬度は、インパクトの際に目指している測定範囲で変形が生じるように選択されている。

面又は層の形状は、平坦ではなく、測定システム又は測定課題に適合させることができる。例えば、指先の形をした層状ポリマー層によって橈骨動脈で生体データを記録するという配置が可能である。有利には、感受性面はこの指先形状の表面にあるため、湾曲している。

特に、非導電性面又は層の形は、考えられる測定可能な測定範囲にとって重要である。

もっとも簡単なケースでは、少なくとも１つの穴、特に複数の穴が、非導電性層、例えば非導電性ポリマー又は非導電性塗装の中に取り付けられているか、又は設けられており、これによって空気で満たされた少なくとも１つの空洞部が生じる。センサーに負荷が加わると、非導電層又は面が変形するか、又は３つの面又は層が変形し、導電性ポリマー製の上部と下部の面又は層が接触する。これにより、抵抗がかかっている電気的接触が生じる。インパクトに応じて、接触面と面の押圧力とは相互に強くなり、より多くの空洞部及び／又はより広い面で接触が生じる。このことが電気抵抗を低下させ、ひいては導電性ポリマーの面と面との間の伝導率を上昇させる。

導電性ポリマー間の空洞部の構造は、空洞部又は穴又は全部の最大接触面積を増加させることによって改善できる。このために、従来どおり、非導電面又は層の中に少なくとも１つの穴を取り付け、さらに、例えば導電性材料、特にポリマーを少なくとも１つの穴又は複数の穴の中に配置して、穴の中に導電層の延長部を作る。この利点によって、１つ又は２つの導電層が、特に少なくとも１つの延長部によって少なくとも１つの穴の中に突き出ているため、特に、静止状態において少なくとも１つの穴又は複数の穴では導電層の間に接触は起こらない。この配置又は延長部は、特に、半球状及び／又は球状キャップ形及び／又は雌形として及び／又は下部導電面上では第１の形状であり、上部面上では第１の形状に相補的及び／又はほぼ相補的カウンターピースあってよい。すなわち、例えば半中空球が半固体球の中にかみ合うようになっている。さらに、互いに入り交じっている球状キャップ及び雌形も異なる半径又は同じ半径で両方の導電面について使用することができる。

そのような配置の力範囲の調整は、例えば、空洞部の数及び空洞部内の導電性ポリマーからなる配置の形状を変えることによって達成できる。空洞部のサイズと形状、並びに単位面積ごとの空洞部の数もパラメータである。面の厚み及び面の硬度、特に非導電面の硬度もさらなる調整パラメータである。

さらに、３Ｄ印刷は、測定範囲を調整するためにセンサーを機械的に適合するさらなる手段である。

２つの導電層の間に非導電層を備える圧力センサーユニットのそのような形態では、絶縁ポリマー及び／又は絶縁塗装が静止状態において特に０．５〜２ｍｍの厚みを有し、及び／又は導電層の間、詳細にはそれらの拡張部の間に静止状態において０．０５〜０．５ｍｍ、特に０．０５〜０．２ｍｍの間隔がある。特に、導電層及び／又は絶縁ポリマー及び／又は絶縁塗装は、それぞれ０．５ｃｍ^２〜９ｃｍ^２、特に１ｃｍ^２〜５ｃｍ^２の平坦部分を有している。特に、絶縁ポリマー及び／又は絶縁塗装は、特に絶縁ポリマー又は塗装の総面積１ｃｍ^２〜５ｃｍ^２当たり、３〜１５個の穴及び／又は総面積が５０〜２００ｍｍ^２の穴、及び／又は面積がそれぞれ１０〜４０ｍｍ^２の穴を有している。

非導電層の硬度については、特にＡＳＴＭ Ｄ２２４０（２０１５−０８）及び特に１秒間の検査時間に準じたショアＡ硬度は、８５〜９８、８５〜９５、特に８８〜９２、特に９０が有利であると判明した。これは、特にシリコンから形成されている。

上述した空洞部又は穴には空気が含まれ、この空気はほとんど漏れないため、インパクトによってこれらの空洞部内の圧力が上昇する。センサー内の空気圧は異なることから、小さな（基本）インパクトにおけるインパクト変化は、高い（基本）インパクトにおける同じインパクト変化とは異なる変形をもたらす。

この現象を取り除くため、圧力調整を可能にする開口部を設ける又は含むことによって、例えば空洞部を外部と接続するか、或いはセンサーの動的調整パラメータとしてこの現象を使用することもできる。

空洞部とポンプとの間に開口部を設ける及び／又は配置する場合、ポンプを使ってこれらの空洞部に圧力を発生させ、これにより、空洞部の変形を変化させることができる。空洞部により多くの圧力があるほど、空洞部の変形は難しくなる。つまり、このことは、変形のためにより高いインパクトが必要になることを意味している。測定範囲は、空洞部内の圧力によって調整可能である。

ここまでは、測定範囲又は動的に調整可能な測定範囲を備えるセンサーの構造だけを説明した。複数の独立した測定範囲の使用も同様に可能である。このためには、非導電性ポリマーと導電性ポリマーからなるさらなる面を交互に取り付ける及び／又は配置する。導電性材料からなる面を１つ追加するごとに、測定範囲数は１つ増加する。

２つの測定範囲を使用したい場合、非導電性ポリマーの２つの面から切り離された導電性ポリマーの面が３つ必要となる。異なる測定範囲にするため、最初の２つの導電面の間にある空洞部の構造パラメータは、第２と第３の導電面の間にある空洞の構造パラメータとは異なるように設定されなければならない及び／又は設定されている。

センサー内の複数の測定範囲配置のもう１つの可能性は、導電性ポリマーの２つの面だけを使用することによって行うことができる。しかし、１つ又は２つの面はストリップから構成されている。これらのストリップは、非導電性ポリマーによって相互に分離されている。各ストリップは測定範囲に割り当てられ、測定範囲が２つの場合、面上の割り当ては特に交互に形成される。組み合わせになっているストリップは、センサーの外で導電的に接続されている。空洞部は、ストリップの各グループ、すなわち該当する測定範囲についてパラメータが調整される、及び／又はさまざまに形成されている。

極端に多い数の測定範囲が必要な場合、２つの戦略を組み合わせて測定範囲を増やすことができる。

ストリップからなる２つの面がある配置を使用する場合、これらの２つの面は互いに逆に回転しており、重なり合って配置されているため、一方の面のストリップは第２の面のストリップに対して垂直であり、負荷の位置を検出することができる。ストリップからなるより多くの面も使用することができ、これらのストリップは必ずしも互いに垂直に整列されている必要はない。各ストリップは個々に電気的に接続されており、各面上のストリップからなる任意のストリップペアの間で抵抗を検出することができる。最大の負荷の位置は、抵抗が最小のペアの断面積である。

実際のセンサー開発の他に、３Ｄ印刷は、ウエラブルのハウジング又は固定エレメント内に１つ以上のセンサーを組み込む可能性も提供する。ウエラブルのハウジング又は固定エレメントは、３Ｄ印刷を使って最適に測定の課題に適合することができ、機能を装備することができる。３Ｄ印刷は、３Ｄ印刷された空気圧コンポーネントに基づいて機能する調整システムの組み込みが可能であるか、又はリバ・ロッチ方式に準拠した血圧測定のため、特殊な光を通す３Ｄ印刷可能な材料又は空圧式空気圧センサーを備えるエアマンシェットを使用する場合、例えばプレチスモグラフィ用センサーなどのその他のセンサーの組み込みが可能である。従って、固定エレメントを備えるハウジングは、生体データを収集するための配置に必要な独自開発となる。

心血管系の心拍出量特性変数の定義は、特に、最初に血圧及び心拍などの他の特性変数が定義されている場合に可能である。従って、以下に、本発明に基づく配置で測定可能なすべての特性変数と、最後に心拍出量を定義する。

血圧は、人又は動物の身体の様々な箇所で検知可能であり、時には人の目でも認識できる。特に、橈骨動脈の脈拍は人の肉眼で認識可能である。

心臓からくる血圧は、人や動物の末梢で感じられるだけではなく、目でも見えるものである。

この圧力は、特に手首で顕著である。ここでは、橈骨動脈（図１の文字Ｌを参照）が皮膚の下を通っており、表面近くにあるため、組織の干渉特性（図１の文字Ｃを参照）の影響を完全に受けることはない。よく見ると、ほとんどの場合、脈動する組織を認めることができる。

個々の各心拍では、圧力の時間的変化によって脈動が生じる。個々の心臓リズムの放出時間においては、脈波（図１の文字Ｄを参照）も発生する。この脈波は、正常な心拍の最初の反応として末梢で記録することができる。

しかし、血液量の一部は、すぐに末梢に送られるわけではない。血液量の一部はウィンドケッセルで収容され、この部分はＲＲ間隔の中で完全に空になるまで再び放出され、拡張期として測定可能になる。このことは圧力ピークを補正するために行われ、システムをそれぞれの負荷状況に合わせて形成できるようにする。末梢にくると、圧力パルス又は電流パルスを記録することができる。

血圧を非侵襲的に測定するため、１００年以上前からリバ・ロッチ方式が使用されている。

この方式は、エアバッグの膨張によって動脈が潰されることによって機能する。続いて、エアバッグを開くことにより、外側から動脈への均質な圧力負荷を制御された状態で測定可能に解放する。

血液は、動脈の血圧により、通過／ロックの第１の開口スロットから末梢の方へ押し出され、開いた動脈内で再び拡散するため、鼓動が発生する。リバ・ロッチ／コロトコフ方式は、血圧特定にこの鼓動を利用する。

再び開かれた血液の流れの音が確認されると、収縮期（図１の文字Ａを参照）が確定する。鼓動が停止すると、動脈管の圧力は補正されており、拡張期の圧力（図１の文字Ｂを参照）を測定できる。

リバ・ロッチ／コロトコフ方式で測定装置を詳細に観察すると、以下のことを確定できる。すなわち、エアバッグ内の圧力を特定するためのアナログ式圧力計を使用して、測定装置の針の脈動、それによって圧力の脈動を観察できることである。この脈動は、拡張期と収縮期との間にある圧力によってエアバッグに負荷がかかる場合に検知できる。このとき、エアバッグには空気が充填されており、変動は最大になる。

針が変動する値は、拡張期と収縮期の値に相当すると考えられる。しかし、エアバッグによって圧力の変動が弱まり、測定装置も必要な時間分解能を備えていないため、拡張期と収縮期の値を特定することはできない。

本発明に基づく配置は、該当する時間分解能を備え、できるだけ減衰の小さなセンサーを使用することにより、この事象を利用する。

本発明は、例えば橈骨動脈において、人の皮膚の表面に近づいてくる圧力方向／圧力伝播方向を利用する（図１の文字Ｎを参照）。

動脈壁から出る脈動圧力（図１の文字Ｅを参照）は、組織（図１の文字Ｃを参照）から皮膚の表面（図１の文字Ｏを参照）まで伝播する。ここでは、すでに減衰されている脈動圧力／血圧を、組織を介してセンサー及び演算器によって記録することができる（図１の文字Ｋ及びＨを参照）。

直接測定可能な脈圧は、数世紀にわたり事故治療に限らず医師にとって実証された手段となっている。脈圧伝播の種類（図１の文字Ｎ）及び脈拍の速度（図１の文字Ｍ）から、感知された脈拍情報に基づいて測定者の体質について推論を得ることができる。本発明では、記録可能な圧力パルスを血圧測定に原因として直接利用する。

脈動する圧力パルスは、鼓動する心臓（図１の文字Ｇ）に同調して常に動脈（図１の文字Ｅ）を変形させる。末梢へ伝わる過程で、圧力パルスは、分岐、血管の状態、及び内外の負荷によって変動する。従って、血圧測定は、常に身体のその時の状況に合った値となる。

心臓の作動は洞結節によって制御され、この洞結節は、心臓が収縮するリズムを決定する。これにより、血液は、まずウィンドケッセルに、次に動脈に噴出する。このとき、洞結節は、心臓の筋肉を電気信号によって刺激する。

動脈内への血液の噴出と静脈からの吸引プロセスとの完全なサイクルが心拍である。

洞結節の電気信号は、心電図（ＥＣＧ）による従来からの心拍測定方式で記録される。

これらの電気信号のこの記録は世界中で使用されているが、心拍を測定するには不十分である。なぜなら、この電気信号は、活動を実行するように心筋に指示するだけのものであり、心臓の実際の活動を検知することはできないからである。

疾患があると、洞結節の電気信号が血液の噴出に至らないことがある。その例として、心房粗動及び心房細動がある。これらの疾患の場合、心房内の収縮は、１分間に最大３４０回（心房粗動）又は最大６００回（心房細動）の収縮が電気信号によって引き起こされる。しかし、心室への心臓弁は１分間に１００〜１６０回開かれ、ほとんど不定期に行われる。この病状は絶対性不整脈と呼ばれる。従って、血液の噴出は、１分間に１００〜１６０回の頻度でのみ発生する。

もちろん、この種の疾患は、当業者によって検知できるＥＣＧ信号で検知可能なパターンを発生させる。しかしながら、この場合、当業者の経験と教育、とりわけ可能性のあるすべての疾患についての知識が重要である。

本発明に基づく配置は、脈動する圧力波を示す測定値を検出する。動脈内の脈動する圧力波は、心臓から血液の噴出が生じる場合にのみ実現する。従って、脈動する圧力波を示す測定値を分析することによって、心拍の明確な測定が可能である。

心拍変動とも呼ばれる脈波変動は、心拍の変わりやすさを示す。変動が大きいと、心臓が健康である印である。

心拍は、生体の要求に自律的に適合するため、常に変化にさらされている。例えば検査される人物に高いストレスがかかっていると、均一な心拍が生じることがある。

本発明に基づく配置により、脈動する圧力波を示す測定値曲線の記録により、それぞれ個々の心拍間の時間的間隔を検出することが可能になる。この間隔は、ＲＲ間隔と呼ばれる。

脈波変動は、例えばＲＲ間隔の平均値に対する標準偏差として表すことができる。

脈波伝播時間及び脈波伝播速度は、互いに密接に関連する心血管系の２つの特性変数である。

脈波伝播時間は脈波が一定の距離を進む時間を表し、脈波速度は脈波伝播時間と進んだ距離とを組み合わせたものである。従って、進んだ距離の情報から、２つの特性変数を相互に変換することができる。

さらに、脈波速度と動脈内の血液の速度とを混同してはならない。血液の速度の方がはるかに遅い。

心拍から出発して圧力パルスが動脈内を移動し、この圧力パルスが動脈壁を変形させる。このことは逆に、圧力パルスは動脈壁も変形できるような速さでしか進めないことを意味している。この変形が動脈の弾性である。

つまり、脈波速度の測定により、動脈の弾性を検出することができる。これを検出するため、当業者は、特にメーンズ・コルテベークの式及び／又はブラムウェル・ヒルの式を利用できる。これは、脈波速度が、弾性、動脈壁厚、動脈直径、血液密度に依存していることを示す。この弾性の値は心血管系によって調整される。病気の場合、この弾性は、動脈硬化などによって大幅に低下することがある。従って、弾性は、心筋梗塞などの危険性があることを警告できる特性変数である。

さらに研究により、血圧をモニターするために、少なくとも短い時間間隔で脈波伝達速度も使用可能であることが判明した。

本発明に基づく配置による測定には、特別な２つのアプローチがある。

１つは、身体の様々な箇所に取り付ける多数のセンサーを使用して脈動する圧力波を測定できることである。これにより、測定曲線の相互のずれから脈波伝播時間を検出でき、それによって、センサー相互の距離のデータを使って脈波伝播速度も判明する。本発明に基づく配置は高いデータ収集速度を備えているため、センサーは互いに近くにあってもよい。これにより、脈波速度の測定が身体の局所で可能になる。

他方では、心臓パルスの脈動する圧力波も反射するため、本発明の配置に基づく高いデータ収集速度により、測定曲線の中で反射波を検知することができる。初期波と反射波との間の間隔から脈波伝播時間を計算することもできる。

心拍出量は、心臓が何リットルの血液を１分間に噴出し、生体の供給にどれくらい提供可能かを示すものである。従って、これらの特性変数又は変動は、心血管系の性能を判断するための値になる。

通常よりも低い値は、弁膜症などの心臓病の徴候又は甲状腺機能低下の徴候である。通常よりも高い値は、発熱、貧血又は組織の血行不全など多数の疾患が考えられる。

心拍出量は、身体の酸素供給の指標でもある。従って、アスリートにとって、高い心拍出量（病気に由来したものでない場合）は重要であり、パフォーマンス指向の特殊なトレーニング対策の基準として用いられる。

酸素供給との関連で生じるもう１つの用途は、術中の患者管理である。心拍出量は、現在すでに多数の手術で常時測定されているが、このことは、様々な方式で侵襲的に行われる。よく使用される方式では、カテーテルを使って冷えた液体が心室に注入される。心臓に続いている動脈内の温度センサーによって加熱を検出することができ、この加熱は心拍出量と直接関連している。

まとめると、心拍出量の特定方式は非常に不正確であるか、又は例外的状況でのみ正当化される身体への介入を必要とする。

本発明に基づく配置は侵襲的方式の代わりになるものであり、身体への介入及び危険な手術を必要とせず、また心拍出量又はその変化を可能な限り正確に測定することが可能である。従って、使用場所としては、複雑で長い手術における医学的に非常に正確かつ不可欠な検査状況と、非常に不正確な従来の非侵襲的方式の中間に位置している。すなわち、最も正確な値を必要としない手術において侵襲的方式を回避することができ、その代わりに本発明に基づく配置を使用できる。本発明の配置は素早く、簡単に取り付けられるので、これまで心拍出量モニターが使用されなかった術中モニターにも適用することができる。さらに、医療分野において新しい可能も生じる。例えば、長時間の連続モニターが可能になり、悪化するとアラームを出力することができる。

現在の心拍出量の値の検出は、心拍から心拍まで行うことができる。心拍の周波数の特性変数又はＲＲ間隔、脈動する圧力波の測定値曲線、動脈の弾性、拡張期血圧での大動脈弓の直径が特定される。

本発明に基づく配置では、拡張期血圧での大動脈弓の絶対直径又は半径だけは特定できないため、超音波などの外部装置を使って検出しなければならない。しかし、連続的な長時間モニターでは、絶対値よりも変化の方が非常に重要である。本発明に基づく配置は、拡張期血圧の大動脈弓の直径及び／又は断面積に対する心拍出量を少なくとも近似的に測定することができ、この相対値は、必要に応じて、拡張期血圧の大動脈弓の直径の外部測定によって絶対値に変換可能である。

脈波は心臓から動脈内に伝わるが、このとき振幅は小さくなり、個々の脈は時間的に長くなる。しかし、出力される圧力波はすべての動脈を通過する必要があり、特に脈波の、詳細にはＲＲ間隔の時間積分としての総圧力、及び／又は心臓までの一定距離における２つの収縮期圧力間又は２つの拡張期圧力間の総圧力は、心拍出量と弾性とに関係する噴出圧力にほぼ相当する。同様に、弾性についても少なくともほぼ特定可能であり、さらなる改善のために少なくとも相対的心拍出量の補正として使用することができる。

これにより、心拍の噴出量は、その他の補正なしでも、弾性によって以下のように近似的に検出可能である。すなわち、動脈内に現在存在する脈圧Ｐ（ｔ）（脈圧は拡張期血圧と現在の測定値との圧力差）は動脈を変化させ、半径Ｒは弾性Ｅによって次の式で示される。
Ｒ（ｔ）＝Ｒ_０＋Ｅ＊Ｐ（ｔ）
このとき、Ｒ_０は、動脈の（不明な、外部で測定される）半径である。すなわち、動脈の現在の半径は、心拍一拍の間に時間的に圧力と共に変化する。

体積を計算するには、心拍時の動脈変形の長さＬを特定する必要がある。このために、心拍の時間的長さ、ＲＲ間隔Ｔ、脈波伝播速度ｖが次の式のように関連づけられる。
Ｌ＝ｖ＊Ｔ

脈拍内の現在の時間ｔ（開始時間は、ｔ＝０の心拍開始である）、動脈内の圧力波の現在位置ｌ（ｔ）、脈波伝播速度は次の式のように関連づけられる。
ｌ（ｔ）＝ｖ＊ｔ

現在の半径もｌの関数として表すことができ、Ｒ’（ｌ）＝Ｒ（ｌ／ｖ）が該当する。

体積は、半径から断面積を特定する周知の式（面積＝πＲ^２）を使って、心拍における全測定値の積分から次の式で判明する。

相対的測定にはＲ_０がゼロに設定され、外部測定を行う場合、本発明の配置にＲ_０パラメータとして伝送することができる。

上述したように、圧力センサーユニットは皮膚の上に置くことができる（図１の文字Ｋ、Ｏ）。圧力が均等に加わるようにするため、市販の製品として入手可能なアームバンド（図１の文字Ｉ）を補助として手首の周りにとりつけて使用してもよい。これにより、均等な圧力（図１の文字Ｊ）を橈骨動脈に加えることができる。

橈骨動脈から皮膚の表面に伝達される外向きの圧力は、アームバンドと皮膚表面との間にある圧力センサーユニットの簡単な測定構成によって記録することができる。

実際の心臓の噴出による動的圧力パルスは、評価及び画像ユニットを使用することでだれでも見ることができる。従って、現行の一般的な測定のように侵襲的に実施する必要がないため、本発明に基づく配置は、例えば集中治療室のモニターに侵襲的に接続されている患者にとって極めて大きな価値がある。

血圧の測定は、周辺の組織から強く影響を受ける可能性がある。そのため、特殊なケースでは対策を講じる必要があるだろう。

脂肪含有量の多い人又は太っている人の場合、手首での血圧及び心拍の測定に有利な箇所では測定の減衰が大きくなる可能性がある。有利な測定箇所は、脂肪がほとんど堆積していない足背上部である。足背での測定には、足背動脈、前脛骨筋、後脛骨筋、第１背側骨、深足底、弓などの測定ポイントが適している。足首の上部領域では、流れ込む血流の総量が下部の四肢の直径を変化させる。可変直径又は少なくとも１つの圧力センサーユニットで加えられる測定面への可変圧力を測定することにより、ここでも血圧と心拍を検出することができる。

本発明の有用性は、病気の場合、例えば脚部及び特に足のむくみによっても制限される。

必要な背圧及び／又は押圧力は、例えば使っていない方の手の指（図１の文字Ｊを参照）によって発生させてもよい。このために、好ましくは、本発明用に特別に製造され、ユーザーのために明確に定義された表面をアームバンド又はシステム上に作ることができる。この表面は、少なくとも１つの圧力センサーユニットの上部、及び従ってアームバンド上にある。圧力センサーユニットの直ぐ下には橈骨動脈などがある。

血圧測定の場合、ユーザーは、例えば指でアームバンドの所定の表面を触ることができる。印のついた面への指による圧力増加によって、緩やかに常に上昇するアームバンドへの圧力が生じ、特に圧力センサーユニットによって少なくとも１秒間に１０００回の測定が行われ、システムによって記録及び保存される。

橈骨動脈をゆっくりと押すと、ユーザーは脈動が強くなっていくのをはっきりと感じる。このような知覚可能な脈動の増加は、血圧上昇によってではなく、皮膚表面と、橈骨動脈上部の既存組織との間を取り囲む組織の圧縮及び分割に由来している。

スポンジが押しつぶされるように圧縮され、押しやられた組織は、動脈壁から出発した脈動波をほぼ１対１で圧力センサーユニットに伝播する。組織（図１の文字Ｃ）の減衰は、皮膚の外側、及び従って皮膚の上部（図１の文字Ｏ）からの指又はアクチュエータ（図１の文字Ｊ）の背圧及び押圧力によって低下する。

血圧の収縮期を測定するには、動脈又は脈波への背圧（図１の文字Ｄ）が減衰を超えて伝播されなければならない。背圧及び／又は押圧力はさらに上昇を続けるが、脈波は最大まで上昇しても最大測定圧力を超えられないことにより、その時点で収縮期は測定可能になる。

本発明は、簡単に人でテストすることができる。橈骨動脈への圧力上昇で橈骨動脈が完全に潰される前に、背圧の上昇にもかかわらず脈圧がはっきりと増加しなくなる圧力範囲が存在する。このポイントは、周知の装置を使って測定可能であり、血圧の収縮期を表す。

拡張期は、脈動する圧力波の最小値から特定される。動脈への背圧が上昇すると、まず、脈動する圧力波の最小値と最大値との間隔が増加し、このとき最大測定圧力も増加する。ある特定の背圧を超えると、最大測定圧力はそれ以上増加しなくなる。これが、ちょうど拡張期血圧に相当する背圧である。背圧がさらに上昇すると、脈動する圧力波の最小値は引き続き上昇するが、最大値は一定のままである。

従って、脈動する圧力波の最大値の上昇がそれ以上検知されなくなるまで、動脈への背圧を徐々に増加することで、一回限りの測定を行うことができる。

連続測定も、特に初めは同じように行われるが、特に、最大値の上昇が検知できなくなるポイントで留まり続ける。次に、収縮期血圧が変化すると、脈動する圧力波の最大値が変化することでこれが検知される。新しい血圧値を検出するために背圧を再度調整したい場合は、特に、収縮期血圧より下の値から出発して、最大値の上昇がそれ以上生じなくなるまで再び上昇させる。

拡張期血圧だけが上昇すると、脈動する圧力波の最小値と最大値との間の間隔が変化する。次に、背圧を再度調整したい場合、特に、収縮期血圧より下の値から出発して、最大値の上昇がそれ以上生じなくなるまで再び上昇させる。

収縮期血圧が一定している場合に、拡張期血圧が低下するという非常に希なケースだけは、背圧の定期的な再調整によってのみ、特に背圧及び／又は押圧力の上昇を常時繰り返すことによってのみ、特に収縮期血圧より下の値から出発して、最大値の上昇がそれ以上生じなくなるまで再び上昇させることによってのみ、検知可能である。

脈波伝播時間と脈波伝播速度との測定は、様々な箇所での脈動する圧力波の同時測定を必要とする。そのために、少なくとも２つの適切な測定箇所に圧力センサーユニットを取り付け、アクチュエータ又は手動で皮膚を背圧及び／又は押圧力によって押し、特に連続測定の最適な測定圧によって、及び／又は拡張期における脈波の圧力又は検出された拡張期血圧と、収縮期における脈波の圧力又は検出された収縮期血圧との間にわたる範囲、及び／又は収縮期における脈波圧力及び／又は収縮期血圧の最大１．５倍、特に１．３倍までの圧力、及び／又は６０〜１２０ｍｍＨｇの圧力、詳細には測定場所での特に収縮期における脈波の収縮期圧力の６０〜９０％の圧力、及び／又はできるだけ低い圧力であるが、少なくとも１つの圧力センサーユニットによる脈動する圧力曲線を描くのに十分な低い圧力の範囲の背圧及び／又は押圧力によって皮膚に負荷をかける。独立した圧力センサーユニットでは、圧力センサーユニットの距離を正確に測定し、本発明に基づく配置に伝送する必要がある。センサーアレイの場合、本発明に基づく配置のこの距離はほとんど周知である、及び／又は一定している。脈波伝播時間及び脈波伝播速度の計算は、自動的に行うことができる。

血圧測定のために圧力センサーユニットは１つしか必要としないが、複数の圧力センサーユニットを使用するのが有利である。

各測定箇所で現在の血圧をいくつも測定することにより、個々のすべての脈拍において拡張期と収縮期との間の血圧経過を表すことが可能になる。このことは、特に心血管系の判定に有効である。例えば反射波を検知することができ、この反射波が、例えば初期の脈波又は圧力波に対して上昇している場合は動脈壁硬化を示唆している。すなわち、反射波の調査により、動脈の弾性を特定することが可能である。

しかし、血圧の測定は、１秒間の測定回数が１０００回より少なくても測定できる。

本発明は、アクチュエータを使って背圧及び／又は押圧力を発生させる解決方法も提供する。その利点は、特に動脈に作用する背圧及び／又は押圧力の均等な上昇である。アクチュエータを使用する利点は、背圧及び／又は押圧力が動脈を押しつぶす前に又は押しつぶすように、測定を適切に中断すること、又は特に動脈への背圧及び／又は押圧力を制御することにもある。従って、血圧測定は自動的に、例えば夜中でも静かに行うことができる。

アクチュエータは、例えば電気式、空圧式、油圧式又は手動でも筋収縮によって背圧を発生させるという課題を解決することができる。すべての解決方法を相互に組み合わせて使用することも可能である。

アクチュエータは、特にエアバッグと、エアバッグに圧力を加えるためのポンプとを有している。特に、弾性的又は非弾性的取り巻き装置、例えばバンドによって四肢を取り巻き、エアバッグをバンドと皮膚との間又は圧力センサーユニットと取り巻き装置との間のバンドの内側に配置する。エアバッグには、押圧力を生成するために、気体、特に空気の注入によって圧力が加えられる。

油圧式又は空圧式アクチュエータは、特に以下に挙げる１つ以上のコンポーネントを有している。すなわち、パイプ、ケーブル、チェックバルブ、ポンプ、ドレンバルブ、閉鎖バルブ、プレッシャリリーフバルブ、バッファ体積及び／又はアクチュエータである。

システム、本使用又は方法は、２種類の仕方でその他の測定技術に拡張することができる。１つは、測定技術を圧力センサーユニットの場所に取り付けることである。もう１つは、場所に依存しない値を記録する測定技術を組み込むこともできる。

圧力センサーユニットの場所で使用できる測定技術には、プレスチモグラフィ、ＥＣＧ、空圧式圧力計及び／又はトーン検出器がある。

組込み型の測定技術には、加速度センサー、ジャイロスコープ及び／又は周辺環境パラメータの検出器がある。

本システム又は方法又は使用は、動脈を完全にブロックする押圧が設定されるように形成されていてもよい。このことにより、従来のリバ・ロッチ方式に従ってトーン検知を使って血圧を測定できる。

リバ・ロッチによる測定は、例えば、アクチュエータの他に、マイクロフォンなどのトーン検知用センサー、エアバッグなどの空圧式押圧システムで圧力を測定する本発明に基づく圧力センサーユニット及び／又はプレスチモグラフィ用センサーを使用する、及び／又は備えることによって実施される。

リバ・ロッチ方式では、腕の動脈を押しつぶし、再びゆっくりと解放する。腕から負荷が取り除かれると、特定の負荷以降に動脈が開く。これが収縮期血圧値である。動脈が完全に開くと、血液は再び正常に流れる。正常な血液の流れがまだ可能な最大押圧力は、拡張期血圧の値である。これは、流れる血液の音を検査することによって測定される。動脈が押しつぶされると、音はなくなる。動脈が部分的に開いている場合、ザワザワという音とノック音が生じる。正常に血液が流れている場合、ザワザワという音は聞こえない。現在の自動化システムでは、上腕マンシェットで圧力を分析する方式も使用される。上腕が押しつぶされると、マンシェット内の圧力は一時的に安定する。動脈が部分的に開いていると、強い振幅が生じる。動脈が完全に開くと、圧力測定曲線の振幅はなくなるか、非常に小さな振幅が測定されるだけである。

センサーを組み合わせている場合は、腕全体を押しつぶす必要はない。例えば、アームバンドを使用すると、橈骨動脈だけを押しつぶすだけで済み、より小さな範囲に限定することができる。組み合わせセンサーにマイクロフォンを入れると、従来の方式で音が分析される。押圧システム圧力も測定に使用できる。この仕方で増加した血圧値は、その精度において、血圧測定用の従来の上腕マンシェットを使って測定できる値に相当する。

しかし、プレスチモグラフィセンサーを使用すれば、より高い精度を達成することができる。プレスチモグラフィは、光を組織に照射し、反射してきた光の強度を分析することで心拍を測定する。動脈内の血液充填量に応じて光の強度は異なり、１回の心拍の中で血液の充填量は異なるため、心拍を測定することが可能である。このとき、特に、プレスチモグラフィセンサーは、圧力センサーユニットとして心臓から離れて取り付けられる。

アームバンドを使用する場合、プレスチモグラフィのユニットは橈骨動脈が押圧システムで押しつぶされるポイントよりも手に近いところに取り付けられる。橈骨動脈が押しつぶされると、光強度の変動が測定できなくなる。動脈が開くと、測定可能な変動が光強度に生じ、動脈は収縮期の圧力で負荷がかけられる。動脈の開口が増加すると、光強度の変動が増加する。拡張期の値よりも小さな負荷が動脈にかけられると、強度の変動はそれ以上増加しなくなる。実際の血液の流れが検査され、押圧システムでの間接的ノイズや圧力変動は検査されないため、精度は、従来のリバ・ロッチ方式よりも高い。従って、そのようなセンサーの組み合わせは、特に動きが激しい場合の使用に適している。

ＥＣＧ波の測定には、圧力センサーユニットは、ともに皮膚に押し付けられる電極が装備される。信号を検知できるように、第２の電極が測定システムの表面に取り付けられている。ユーザーは、いわゆる六軸座標系を閉じ、さらに別の手でこの外側のコンタクトを触ることによって、ＥＣＧ波を測定することができる。両方のコンタクト間の電圧変動がＥＣＧ波である。

ＥＣＧ波は、個々の脈拍の時点を調べることによって心拍数を検査する。脈拍の時間は、心臓の活動に相当する。従って、心臓からの血液噴出の時点を検出することが可能である。圧力センサーユニットを使うと、血液噴出による圧力波が測定箇所に達した時点を特定することができる。これらの時点の時間差が脈波伝播時間であり、又は（心臓と測定箇所間の距離が分かっている場合）脈波伝播速度を計算することができる。

圧力センサーユニットの皮膚への接触面の面上には、その他の機能は設けられていないため、導電性で弾性のある材料でこの面を覆うことができる。このことは２つの電極のいずれかであってよい。特に、本発明に基づくシステムは、取り巻き装置、詳細にはバンド、少なくとも１つの圧力センサーユニット、それらの間に配置されているアクチュエータ、詳細にはエアバッグ、及びエアバッグに圧力を加える特にポンプを有している。

取り巻き装置は、靴によっても、特にロックシステムと一緒に形成されていてよい。本システムは、アクチュエータ付きロックシステムを備える靴と、その靴の中に少なくとも１つの圧力センサーユニットを備えることもできる。

背圧及び／又は押圧力を生成するアクチュエータは、例えばＳＭＤ構造で製造される従来の電気振動モーターであってよい。しかし、他のアクチュエータも背圧の上昇を実現することができる。このことは、当業者には周知である。

しかし、アクチュエータには、電気エネルギーを消費するという欠点もある。このことは、それぞれの使用で考慮しなければならない。

現在、手動式及びアクチュエータ制御式ロックシステムは、例えば靴の中又はＢｏａ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ社のマンシェットの中に作られる。Ｎｉｋｅ社（ＨｙｐｅｒＡｄａｐｔ １ ．０）、Ｐｕｍａ社（Ｉｇｎｉｔｅ Ｄｉｓｃ）、Ｒｅｅｂｏｋ社「Ｔｈｅ Ｐｕｍｐ−Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅ」、又はフランスのＤｉｇｉｔｓｏｌｅ社（Ｓｍａｒｔｓｈｏｅ ００２）といった市場リーダーも、２０１６年にアクチュエータ制御式ロックシステムを初めて製品の中に取り付けている。これにより、「靴」は、すでに脈圧及び血圧の連続測定のための簡単な自動化及び内蔵可能な前提条件を提供している。

しかしまた、必要な背圧及び／又は押圧力を、前腕筋による筋収縮によって、例えば手の開閉によって生成することも可能である。従って、測定は、他方の手の指を使わずに、或いは第三者又は他のアクチュエータを使わなくても一人で行うこともできる。

もう１つの有利な発明は、凸形の形成物とその上に配置されているセンサーアレイである。図３は、システム又はセンサーアレイのキャリア形状として、文字Ｑで示された凸形の形成物を示している。この動脈系は、多くの場合、保護及び固定された状態で体内にある。四肢においては、静脈だけを明確に検知できることがしばしばある。動脈の循環は、組織内の深部にある。動脈は、身体の僅かな箇所でのみ、脈動波によってはっきりと確認することができる。目に見えない動脈も測定できるようにするための凸形の形成物（図３の文字Ｑ）は本発明の新規性である。この凸形の形成物は、身体の凹形の形状、例えば橈骨動脈に合わせてほぼぴったりと曲がっている。橈骨動脈の上部及び皮膚の表面に形成される凹形の形状に凸形の形成物を置くと、最適な脈波を記録し、保存することができる。同じことが、例えば足にも該当する。

足又は前腕／手首の動脈に均等な表面圧力を発生させるため、柔軟なセンサーユニットと押圧体、例えば凸形の形成物との間にスポンジ又はスポンジ様の物質をはめ込むことができる。スポンジは、指頭腹面の骨上部の組織と同じように、共振体として働く。

押圧体の機能的ショア硬度は、指頭腹面の組織を押しつぶすことができる。

例えば大きさがエンドウ豆の半分ほどの凸形形成物を正しく配置するには、例えば腕時計バンドなどのアームバンド上を移動可能なスライダーを使って、また留め輪の助けを借りて課題を解決することができる。複数のセンサーを使用すると、さらに精密な配置が可能になる（下記を参照）。

従来の腕時計バンドは、手首の時計の押圧力を最適に調整する穴付きバンドの突出部分のために、少なくとも１つの留め輪を有している（図２の文字Ｐ）。この留め輪がないと、穴付きバンドの余分な突出部分が留め輪の中に押し込まれないため、手首の形状からそれて離れてしまうであろう（革製のアームバンドなど）。測定ユニットの固定は、特に以下のように行う。

測定ユニット又はシステムは、留め輪（図２の文字Ｐを参照）のような開口部（図３の文字Ｉ）を使って、アームバンド上を移動する。

例えばサイズが約１０ｘ２０ｘ８ｍｍの測定ユニットの固定は、これによって保証される。

アームバンドの上部には、例えば演算ユニット及び無線ユニット及びエネルギー供給がある（図３の文字Ｈを参照）。圧力センサーユニットを備える凸形の形成物は、アームバンドの下部にある（図３の文字Ｑを参照）。この実施形態において凸形の形成物を備える測定ユニット又はシステムは、すでに使用されているすべてのアームバンドで血圧を測定できる。

従って、本発明の新規性は、時計、アクセサリー又はスマートデバイス用の既存のアームバンドの可変的な利用可能性にもある。

測定ユニットの留め輪開口部は、凸形の形成物をアームバンド上で手首の周りを移動させることができるだけではなく、留め輪を使って、又は留め輪の中で圧力センサーユニットを含む凸形の形成物を手に付けたり、手から外したりできるように製造することもできる。

従って、本発明は、例えば皮膚の表面に簡単に配置することができ、心血管系の様々な特性変数を測定する移動可能な解決方法として用いることができる。

このとき、有利なことに、測定ユニットはアームバンドの一部、例えば留め輪であり、そのような配置によって、アームバンド及び測定ユニットはすでに血圧測定に適した箇所にある一方で、他方では穴付きバンドの調整によってセンサーに圧力を加えることもできる。

本発明の改善された位置調整を最適化するため、例えば移動可能なスマートデバイスに測定値を伝送してもよい。

凸形の形成物の範囲内及び／又は上にタイル状に配置された複数の圧力センサーユニット（図１の文字Ｋ、及び図３の文字Ｋを参照）から、物理的脈波を記録するのに最適なセンサーアレイの場所及び／又は圧力センサーユニットを検出することができる。また、例えばスマートデバイスなどの画面上に矢印を表示して移動の指示を行うことで、正しい位置調整の課題を解決する。

しかしまた、唯一の圧力センサーユニットを使って、凸形の形成物を使用せずに心血管系の様々な特性変数を測定することも可能である。

複数の圧力センサーユニットが分配されている凸形の形成物の使用は有利である。最適には、この圧力センサーユニットは、凸形の形成物の表面全体をカバーしている。心血管系の様々な特性変数を測定するためには、複数の（例えば２つ）の測定範囲を使用できる複数の圧力センサーユニットが選択される。動脈上部の最適な場所にある圧力センサーユニットを検出するため、有利にはすべての圧力センサーユニットの信号又は測定値及び／又はコンダクタス及び／又は抵抗が調査される。これらは、脈波の経過とともに変化する。このとき、最適な位置にある圧力センサーユニット及び／又は最適な位置にあるｍ個の圧力センサーユニットは、信号又は測定値及び／又はコンダクタンス及び／又は抵抗のｍ個の最大振幅によって特徴づけられる。特に、最適な位置にある圧力センサーユニット及び／又は最適な位置にあるｍ個の圧力センサーユニットは、（さらなる）方法を実行するため、詳細には血圧、動脈硬化、脈波、脈波伝播時間及び脈波伝播速度及び／又は心拍出量の変化及び／又は心拍質量を測定するために使用される。ｍは特に２以上である。有利なことに、本システムは、最適な位置にある圧力センサーユニット及び／又は最適な位置にあるｍ個の圧力センサーユニットは、システムによって、例えば評価ユニットを用いた信号のｍ個の最大振幅の比較によって検知されるように設定されており、何も特定されないか、又は最大振幅よりも小さい振幅が特定された場合、及び／又は振幅の最低８０％、特に９０％、特にすべての振幅の変動が、特に振幅の平均値の１０％未満、特に５％未満であると特定された場合、正しい位置調整のためのインフォメーションが、移動指示の表示画面、例えばスマートデバイスなどの画面上に方向矢印などを使って表示される。

特に、最適な測定範囲は最大値に基づいて特定される。この場合、測定範囲が小さくなるほど、結果はより精度が高くなる。

どの用途にどのバリエーションを使用するかに関わらず、１つ以上の圧力センサーユニットからのデータは、記録ユニット、計算ユニット、エネルギーユニット及び伝送ユニットによって評価ユニット上に、及び画像又はトーン出力のために伝送される。

この場合、スマートデバイス、例えば時計又はスマートフォンなどのモバイルソリューションが有利である。

本システムは、蓄電池又はバッテリーを装備することができ、有利には、時計又はスマートフォンなどのスマートデバイス上で、又はフィットネストラッカーのアームバンドの内部でもエネルギーの提供を確保できると考えられる。

さらに、測定センサーは凸形の形成物の中に独立して形成されていてもよく、スマートデバイスなどの外部ユニット（計算、無線など）にアクセスすることができる。この分割は、サイズだけではなく、エネルギー上の利点も有していると考えられる。なぜなら、スマートデバイスは操作及び評価の完全なインフラをすでに装備しているからである。

圧力センサーユニットの迅速な読み取りのため、有利には、電気回路のクロスオーバー回路を使って（図４を参照）、圧力センサーユニットからのデータ収集が「中止」される。タイル状とも説明できるそのような配置により、電気回路を減らすことができるため、処理する又は読み取る必要のあるデータが少なくなる。

測定された血圧は、ＨＩＰ（静水平衡点）に対する測定箇所の場所に依存している。明細書の中で詳しく説明されているように、中心連続血圧を検出するには、抹消／四肢における測定箇所のＨＩＰに対する時間的及び空間的分解能が有利である。

生体又は人が水平な体位にある場合、すべての測定可能な血管はＨＩＰに対してほぼ同じ高さにあるため、測定箇所の位置を無視することができる。

足での測定は、ほとんどの場合、ＨＩＰに対する動作時の変動は僅かしかない。

身体が動作している場合にも、１回の脈拍の中で及び複数の脈拍にわたって血圧の時間的変化を特定するには、ＨＩＰ（静水圧平衡点）に対する高さを知る必要がある。例えば腕で測定された血圧は、ＨＩＰより上の高さに応じて変化する。高さ変動Δｈに基づく腕の血圧変動は、次の式で表される。
ΔΡ＝αΔｈ
このとき、αは、収縮期血圧の場合は約α＝１ｍｍＨｇ／ｃｍ、拡張期血圧の場合は約α＝０．５ｍｍＨｇ／ｃｍの値を持つ経験的測定値である。腕の現在の高さが周知であり、腕の血圧Ｐｍが測定できる場合、ＨＩＰにおける中心血圧Ｐｚを次の式で算出することができる。
Ｐｚ＝Ｐｍ−ΔΡ

腕の高さは、様々な技術又は装置で調べることが可能である。考えられる周知の方式は、基準面に対する距離を特定することである。このことは、例えば超音波距離センサー又はレーザー距離センサーによって可能である。これらのセンサーが信号を発信すると（音波又はレーザーパルス）、この信号が身体の外に固定されている基準面で反射する。信号が基準面に達して戻ってくるまでの時間経過から距離が特定される。

少なくとも１つの圧力センサーユニット及び／又はシステムの測定箇所の現在の高さ及び／又は高さの変化は、加速度センサー、ジャイロスコープ及び／又は慣性センサーを使用しても検出することができる。加速度センサーの測定値から、例えば速度ベレの方法を使って、腕の動きを把握し、現在の腕の場所を特定することができる。しかし、現在の加速度センサーで発生するような微小の不正確さは、加速度の測定時に場所又は高さの大きな誤差につながるおそれがあるため、正しい高さを決定するには、動きの順序をステップごとに正確に判定しなければならない。そのための手順は、測定された加速度データと予想される加速度データとを比較することである。そのために、周知の動作パターンを現在の加速度データと比較する。一致が確認されれば、現在のポジションに対する動きを検出することができる。

圧力センサーユニット、又はＳＲＳセンサーの測定範囲の、現在の電気抵抗又はコンダクタンス、又はＶＲＳセンサーの抵抗は、単純なケースでは、分圧器の圧力センサーユニットを使用することによって検出できる。圧力センサーユニットで降下する電圧は、コンダクタンス及び／又は抵抗に直接関係する出力測定信号である。

圧力センサーユニットは、代替又は追加として別の方式で読み取ることもできる。このために、圧力センサーユニットで降下した電圧は作動増幅回路と交流結合され、増幅される。有利なことに、この増幅は調整可能である。

この信号は、センサーで降下した電圧の微小な変化の際に、及び圧力印加の微小な変化の際に変動する。しかし、交流結合の理由から、この信号は実際の圧力印加とは無関係である。

この例で説明されている、測定信号を記録するための技術的措置は、別の仕方でも実現できる。増幅されていない信号を記録するその他の例は、例えばホイートストーンブリッジの使用、抵抗測定のための定電流法の使用又は発振回路へのセンサーの取付けである。当業者には、これらの信号を検知する多くの可能性が周知である。

これらの電子構造によって生成された電圧は、特にシステムの一部であるマイクロコントローラによって、アナログ／デジタルコンバータを用いて定量化される。定量化された信号は、使用されるマイクロコントローラの計算性能に応じて、直接評価されるか、又は評価ユニットに伝達される。有利には、出力データ又は計算結果は、無線によって、例えばＢｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）標準を使って評価ユニット又は表示ユニットに伝送される。

ＳＲＳセンサーの各測定範囲は、固定された力範囲をカバーしている。有利なことに、力範囲は重なり合っている。切り替える際には、１つの力の固定値を選択するのではなく、特に力範囲が重なり合っている場合、切替えのヒステリシスを生成及び／又は利用するために、２つの力値を選択して切替えを作動させる必要がある。力が増加し、現在の測定範囲においてシフトアップする力の値を超えると、次のより高い測定範囲に切り替えられる。より高い測定範囲において、シフトダウンする力の値は、より低い測定範囲でシフトアップする力の値よりも小さい。このことは、加えられた力が切替えの境界部分にある場合に、測定値ノイズによって生じる不必要な切替わりを防止する。

測定エレクトロニクスは、上述のように特に２つの信号を供給し、これらの信号は、基本圧力（Ｓ_Ｇ（ｔ））又は圧力の数学的時間微分（Ｓ_Ｄ’（ｔ））に相当する。

基本信号は、特に、まずセンサータイプに依存するキャリブレーションによってＳＩ単位Ｎ又はＮ／ｓに変換される。このとき、キャリブレーションは別の単位で行ってもよいし、又は少なくとも別の単位に基づいてもよい。このとき、そのようなキャリブレーションは、有利にはＳＩ単位に換算される。

（電子的に検知された）信号の変化時間又は変化速度は、さまざまに異なっている。Ｓ_Ｇ（ｔ）は、圧力の変化又は血圧の一般的な変化の際に徐々にしか変化しない。これに対してＳ_Ｄ’（ｔ）は、脈動する圧力波によって連続的に変化するため、心臓の活動を反映する。しかし、この信号は、エレクトロニクスが原因で長時間の圧力の変化を「忘れる」ため、常にゼロ値周辺で変動している。

数学的に、現在の力とそれによる時間ｔでのセンサーへの圧力Ｆ（ｔ）は、例えば次の式の近似から得られる。

この場合、ｔ_０は、実際の測定前の時点であり、すべての時間ｔ＜ｔ_０について、Ｓ_Ｄ’（ｔ）＝０が当てはまる。

信号Ｓ_Ｄ’（ｔ）は小さな時間尺度での圧力の変化に対してのみ変化する必要があり、これを確実にするため、有利には、最初に信号Ｓ_Ｄ’（ｔ）の最新平均値Ｓ_Ｄ’（ｔ）が検出される。

次に、次の式で信号Ｓ_Ｄ’（ｔ）の積分が合計として近似される。

このとき、ｎは測定開始からの測定値の数であり、Δｔ（ｎ）は測定値Ｓ_Ｄ’（ｎ−１）とＳ_Ｄ’（ｎ）間の時間的間隔である。時点ｔは、ｔ＝ΣΔｔ（ｎ）によって得られる。

すべての数値積分においてエラーが発生し、測定値もノイズが多い可能性があるため、積分の実施はさらに最適化する必要がある。従って、合計の代わりに帰納的合計が使用され、積分Ｉ（ｔ）の結果は次の式で得られる。

このとき、減衰係数には０＜α＜１が該当する。この係数は、古い測定値の影響を弱め、最新の値を優先する。これにより、計算エラーと測定値ノイズとが合計されるのを防ぐ。この係数は、使用されるセンサーのタイプに経験的に適合しなければならない。

そのため、脈動する圧力波Ｐ（ｔ）の測定値は、次の式で得られる。
Ｐ（ｔ）＝β（Ｓ_Ｇ（ｔ）＋Ｉ（ｔ））
このとき、１／βは、センサーの有効面積である。

動脈上の最適なポジションを利用するために、複数の圧力センサーユニットのアレイを使用する場合、有利には、まず、すべての圧力センサーユニットが複数の心拍の時間にわたって読み取られる。このことは、測定エレクトロニクスの能力に応じて同時に又は順番に実施することができるが、同時読み取りが優先される。

最適に位置決めされた１つ以上の圧力センサーユニットは、動脈真上のポジションによって特徴づけられる。従って、この地点では、脈動する圧力波の振幅が最大となる。この１つ以上の圧力センサーユニットは、有利には、本発明の方法のさらなる測定及び／又は実施に使用される。

連続測定では、最適に位置決めされた１つ以上の圧力センサーユニットの検知が一定の時間間隔で繰り返される。有利には、加速度センサーが使用される。このセンサーを使って、検査する人又は動物の身体の動きを検知することができる。動きが所定の限界よりも大きいと、再検知を作動させることが可能である。

心拍は、脈動する圧力波の測定値から特定される。このために、特異なポイントで測定値曲線が検査される。これは、測定波又は測定値又は圧力変化における最大値又は最小値であってよい。連続する２つの最大値又は最小値の時間間隔はＲＲ間隔であり、心拍数は数／分の単位で、６０ｓ／ＲＲ間隔（秒）の式で求められる。

特に、圧力の測定値波又は変化は、連続的に最小値と最大値について検査される。当業者には、様々な数学的アプローチが周知である。

脈波伝播速度は、身体の様々な点で脈動する圧力波を測定することによって得られる。しかし、これらの点は、心臓と、心臓から最も離れた点との間の線上になければならない。

このことは、２つの原則的アプローチによって行うことができる。１つは、少なくとも２つの複数の本発明に基づくシステム又は配置及び／又は圧力センサーユニットを身体上に配分するか、又は本発明に基づく配置の他に、別の心拍特定用装置を使用してもよい。外部装置の使用の前提条件は、収集されたデータ用のオープンインターフェース及び心拍数に応じた測定値曲線としてのデータのリアルタイム検出である。ここでは、そのようなオープンインターフェースを有する、例えば心電図（ＥＣＧ）又はプレスチモグラフィをベースにした装置を使用することができる。検査されるのは、個々の装置又は個々のセンサーの測定値曲線における特異箇所である。これは、本発明に基づく配置の場合、脈動する圧力波の最大測定値であってよい。

様々な装置又はセンサーの特異箇所は、身体のポジションに応じて相互に時間的なずれを有している。この時間的ずれを測定ポジションの相互の間隔で割ると、脈波速度が得られる。

特に上述した多数のセンサーを有するセンサーアレイの使用には、簡単な取扱いと、血圧及び脈波速度の同時特定という利点がある。

センサーアレイの使用を示すため、図６の文字Ｋにセンサーアレイの考えられる配置が図示されている。下部に図示されているのは、通っている動脈である（図６の文字Ｌ）。動脈上部で２つのセンサーが選択される場合（図６の文字Ｖ）、脈波伝播速度は両方のセンサーの測定値曲線に基づいて検出できる（図６の文字Ｗ）。

呼吸速度は、様々な方式で測定及び検出が可能である。１つには、運動センサー及び加速度センサーで上体の上昇と下降を測定し、そこから呼吸速度を決定することができる。呼吸性不整脈（ＲＳＡ）は、呼吸速度検出の明確な合図である。心拍出量の変化は、肺循環／小循環と直接関連している。全血液は、酸素を吸収するために肺を通る必要がある。

本発明に基づく配置で加速度センサーを用いることにより、さらに、実際の能力を特定することも可能である。個々の身体部分の動きを特定することで、時間単位当たりの変換エネルギー、すなわち機械的力を特定できる。連続的に測定される心拍出量から得られる理論的能力と、実際の能力とを比較することにより、身体トレーニング又はリハビリ対策において期待される能力向上の予測が可能になる。さらに、動きの連続モニターは医療的用途において役立つ。例えば夜間に、心拍数の上昇を伴う心拍出量の低下が検知される場合、本発明は、顕著な動きが検知されなくても、問題となる疾患を診断的に推論することができる。有利には、ユーザーのための視覚的表示として同心円図が使用される。

２Ｄ、２．５Ｄ、又は３Ｄでは、測定データの合計を一覧表示することができる。Ｘ軸とＹ軸を用いた従来の図は、表示されるビューの数を一目で見ることができず、ユーザーに理解されにくい。

図１は、測定法の具体例を説明する図である。明るい灰色の曲線として描かれている脈動する圧力波（Ｄ）は、静止状態においてはほとんどの部分で平行な２本の水平線の間で一定の厚みを持つ動脈（Ｌ）を変形させ、この変形は、心臓のリズムに合わせて均等に、動脈（Ｌ）が水平線（Ｆ）で描かれている静止位置から変形することによって、例えばＲＲ間隔の始まりと終わりで示されている連続する２つの圧力最大値（Ｇ）において検知することができる。このとき、圧力波は、拡張期血圧の値（動脈が静止位置（Ｂ）を有する曲線の最小値）と収縮期血圧（Ａ）の値（灰色の曲線の最大値）との間で変動する。これにより、圧力又は脈圧（Ｎ）は、動脈表面（Ｅ）を介して組織（Ｃ）の中へと、動脈の下部と上部の両方に運ばれ、皮膚表面（Ｏ）へと続く。血圧は、本発明に基づく配置（Ｈ）が圧力センサーユニット（Ｋ）によって、圧力（Ｊ）を増加させながらまず皮膚（Ｏ）に押し付けられることによって測定される。このとき、本発明に基づく配置は、アームバンド（Ｉ）に固定されていてもよい。

図２は、従来のアームバンドの具体例を示している。そのようなアームバンドは、穴付きバンド（Ｉ）を備え、穴付きバンドの突出部分は留め輪（Ｐ）で固定される。本発明に基づく配置は、この留め輪の形で実施されていてもよく、留め輪の代わりにアームバンドに使用することができる。このことは、１つには、すでにアームバンドが血圧測定に適した箇所にあるという利点、もう１つは、穴付きバンドの調整によって圧力センサーユニットに圧力を加えられるという利点がある。

図３は、アームバンドでアタッチメントとして使用する本発明に基づく配置の可能な実施形態の断面図である。本発明に基づく配置は２つの部分に分かれている。アレイとして凸形の形成物の上に配置されているアームバンド下部の圧力センサーユニット（Ｋ）と、アームバンド上部の計算／無線ユニット及びエネルギーユニットとである。アームバンドは、スロット（Ｉ）に挿通される。測定のために、均等な又は上昇する圧力（Ｊ）が上から加えられる。

図４は、クロスオーバー回路における複数の圧力センサーユニットの電気回路図である（ここでは７ｘ１５のセンサーを表示）。この例では、１５本の切替えラインと７本の測定ラインとが必要になる。

図５は、本発明に基づく配置の生データの例である。圧力センサーユニットは２つの測定信号を供給する。すなわち、圧力センサーユニットへの圧力を反映する非増幅信号（Ｒ）と、圧力の変化を反映する増幅信号（Ｓ）である。

図６は、センサーアレイ（Ｋ）を使用した脈波伝播速度の測定の概略図及び具体例を示す。２つの圧力センサーユニット（Ｖ）は動脈（Ｌ）の上に最適に載っている。両方の圧力センサーユニット（Ｖ）は同時に測定に使用され、測定信号（Ｗ）が記録される。特異箇所での測定信号の検査により、両方の測定信号の遅延差を特定することができる。脈波伝播速度は、遅延差を２つの圧力センサーユニット（Ｖ）の相互間隔で割ることによって得られる。

図７は、回路配列の本発明に基づく配置の可能な実施例を示す。このとき、常に２つの回路が共にコンダクタンス測定のために用いられ、どの回路ペアを用いるかに応じて、様々な測定範囲を利用することができる。このとき、ａ）には、サイズに応じて任意の数の回路配列を持つ、円形に配置された回路配列が示されている。ｂ）には、正方形の回路配列の形でもう１つの可能な実施形態が示されており、回路は基本的に渦巻き形に配置されている。このとき、ｂ）列の回路配列の最初の実施形態は４つの回路を有し、ｂ）列の上から２番目及び３番目の回路配列の実施形態は、１つの配列につき３つの回路を持つ回路配列を示している。ｂ）列の上から３番目の回路配列の実施形態は、回路相互の間隔が異なることから、該当する回路によって定義される２つの測定範囲を有しており、それらの測定範囲は明らかに異なっている。さらに、寸法も測定の課題に適合させることができる（これについては、ｂ）列の上から４番目のｃ）列にまで及んでいる回路配列の実施形態を参照）。ｃ）列の上の３つの回路配列は、互いにかみ合う様々なバリエーションを示している。ｄ）列には、回路の配列をさらに複雑に形成できる回路配列のその他の可能な実施形態を示している。このとき、６角形の回路配列は、より広い面をできる限り隙間なくカバーするのに適している。

図８は３つの回路を備える回路配列であり、第１の測定範囲は、例えば、「電極１」と「電極２（モード１）」との間を測定することによって選択され、第２の測定範囲は、「電極１」と「電極２（モード２）」との間を測定することによって選択される。使用する回路間の間隔の変化と、機能性ポリマーによってバイパスされる距離により、圧力が同じ場合でもコンダクタンスが変化する。間隔がより大きくなると、より広い測定範囲が得られる。

図９は、隣り合って配置されている、ＶＲＳセンサーとして形成されている２つの圧力センサーユニットの断面図である。コンダクタンス又は圧力の測定のために、各圧力センサーユニットには２つの回路（明るい色）があり、これらは機能性ポリマーの上に配置されていることが分かる。さらに、機能性ポリマー上には回路（暗色）が、機能性ポリマーの下部には導電層が配置されており、これらの間に圧力（Ｕｐ）をかけることによって機能性ポリマーの特性が変化して、測定範囲に影響を及ぼす。

図１０は、隣り合って配置されている２つの圧力センサーユニットの断面図である。各圧力センサーユニットは、機能性ポリマー（感圧ポリマーも）の上部に間隔の狭い２つの回路配列を有している（このとき、それぞれの回路配列は蛇行形に配置されているため、平均で２回表示される）。それぞれの圧力センサーユニットは、さらに、機能性ポリマー（感圧ポリマーも）の下部に間隔の広い２つの回路配列を有している。個々の圧力センサーユニットは、非導電性ポリマーによって分離されている。

図１１には、コンダクタンス及びそこから押圧を測定する測定システムの構造例が示されている。コンダクタンスを測定する電気信号は、まず、電子フィルターによって処理される。その後、デジタル化され、評価及び表示ユニットに送信される。スマートフォンなどの表示ユニットは、測定データの評価及び表示を引き受ける。さらに、測定エレクトロニクスの表示ユニットは、例えば回路の選択、回路範囲の選択、繰り返し率の選択といった様々な課題を伝達することができる。

図１２は、分圧器の一部として使用されている本発明に基づく装置の考えられる実施形態の原理図ａ）、及びそのような装置が圧力印加のプロセス中に測定するコンダクタンスの一般的な測定経過を示している。回路の間隔がより広いことから、測定範囲１は、回路の間隔がより狭い測定範囲２よりもゆっくりと最大電圧に向かって推移する。

図１３は、分圧器の一部として使用されている本発明に基づく装置の考えられる実施形態の原理図ａ）である。測定範囲の設定は、ポリマーの上に電圧（Ｕｐ）をかけることによって行われる。ｂ）には、そのような装置が圧力印加のプロセス中に測定する、電圧（Ｕｐ）が変化する際のコンダクタンスの一般的な測定経過が示されている。

図１４は、本発明に基づく圧力センサーユニットの断面図である。このユニットは、キャリア１と、その上に配置されている複数の回路４を有しており、図ではそれらのうち１つしか表示されていない。これらの回路は、特に図７又は図８の配列と同じように配置されている。さらに、このユニットは機能性ポリマー６も有しており、これは導電性ポリマーからなる導電層３を有している。さらに、球状キャップ形の構造形状２と、キャリア１の窪み５の中に立っている脚部１３も含まれている。上及び／又は下から圧力が加えられると、機能性ポリマー６が変形し、特にまず脚部１３が変形する。次に、導電層３が最初に比較的高い接触抵抗で回路と接触し、それによって回路４を互いに電気的に接続する。圧力がさらに上昇すると、機能性ポリマー６はさらに変形する。特に、脚部１３はさらに変形を続け、球状キャップ２の湾曲部及び導電層３を平坦化するため、回路４と導電層３との間の接触面が拡大する。これにより、回路４と導電層３との間の接触抵抗はさらに小さくなる。

図１５は、本発明に基づく圧力センサーユニットの別の実施形態による断面図である。これは、それぞれ導電性ポリマーからなる導電層８の中に溶融されている２本の金属導体７を有している。導電層８の間には、絶縁ポリマー又は塗装からなる絶縁層９がある。この層は穴１０を有している。導電層８は、この穴１０の内部にほぼ相補的に形成されている延長部１１及び１２を有している。圧力が上及び／又は下から加えられると、絶縁層９が圧縮され、ほぼ相補的に形成されている延長部１１及び１２は小さな点、線又は面で接触を始める。導電層８の間の抵抗は低下し、それらの間のコンダクタンスが上昇する。圧力がさらに上昇すると、絶縁層９はさらに圧縮され、ほぼ相補的に形成されている延長部１１及び１２もさらに相補的形状の方向に変形するため、その接触面が拡大する。これにより、両方の導電層８の間の接触抵抗はさらに小さくなる。

Claims (34)

1. 血圧、動脈硬化、脈波伝播時間、脈波伝播速度、脈波、及び／又は心拍出量の変化、及び／又は心拍出量について、時間分解測定を行うためのシステムであり、皮膚への押圧時に脈波によって加えられる圧力の時間分解圧力測定に用いる少なくとも１つの圧力センサーユニットを有するシステムであって、
   前記圧力センサーユニットは、圧力の印加時に少なくとも１つのコンダクタンス及び／又は電気抵抗を変化させるように設定されており、
   前記圧力センサーユニットは、少なくとも２つの導電層及び／又は回路配列、特に回路網と、圧力の印加によって圧縮され、前記導電層の間及び／又は前記回路配列の間で接触を確立及び／又は変更するように設定されている機能ポリマーとを有し、及び／又は前記圧力センサーユニットは、空気圧及び／又はガス圧センサーであり、その間に誘電体が配置された特に少なくとも２つの導電層を有し、圧力の印加によって前記誘電体が圧縮される、及び／又はそれによって特に２つの導電層からなる配置の容量が変化するように設定されており、
   前記システムは、前記センサーユニットを皮膚に押し付けるように設定されている特にアクチュエータを有する、システム。
2. 前記圧力センサーユニットは、特に露出している前記回路及び／又は回路網の少なくとも１つの配置と、圧力の印加によって前記回路及び／又は回路網の少なくとも１つの配置の方に押し付けられる抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーとを有し、及び／又は前記圧力センサーユニットは、少なくとも１つの非導電性ポリマー又は塗装を有し、前記非導電性ポリマー又は塗装は、それぞれ少なくとも１つの前記回路の２つの配置の間及び／又は２つの前記導電層の間に配置されかつ穴を有する、請求項１記載のシステム。
3. 前記抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーは、微細構造を有しており、前記微細構造は圧力によって変形し、露出している前記回路の少なくとも１つの配置に対する接触面を増加させ、電気的接触が改善し、特に前記回路と前記抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーとの間及び／又は前記回路の間の電気抵抗は小さくなる、請求項１又は２記載のシステム。
4. 前記抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーは、前記機能性ポリマーの一部であり、前記機能性ポリマーは、特に前記抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーによって形成されている導電性表面を有する、請求項１ないし３のいずれか一記載のシステム。
5. 前記アクチュエータは、電気式、空圧式及び／又は油圧式アクチュエータであり、特に電気振動モーター及び／又はエアバッグを含み、前記アクチュエータは、前記圧力センサーユニットを身体に押し付けるために、前記エアバッグに空気をポンプで入れる及び／又は供給するように設定されており、そのために特にポンプを含む、請求項１ないし４のいずれか一記載のシステム。
6. 前記システムは、特にマンシェットの形式のエアバッグを備え、前記圧力センサーユニットは、前記エアバッグ上に、前記エアバッグ内に、及び／又は前記エアバッグと流体技術的に接続している体積内に、及び／又はそのような体積又は前記エアバッグに隣接して配置されており、前記システムは、特に前記エアバッグを皮膚に押し付けているときに脈波によって加えられる圧力が前記エアバッグ内の気体によって伝達され、前記圧力センサーユニットによって検知されるように、及び／又は前記エアバッグを皮膚に押し付けているときに前記脈波によって加えられる圧力は、前記エアバッグから前記圧力センサーユニットへ伝達されるように設定されている、請求項１ないし５のいずれか一記載のシステム。
7. 前記圧力センサーユニットの静止状態において、露出している回路の少なくとも１つの配置には、僅かな微細構造の突起部しか接触しておらず、前記抵抗伝導性及び／又は導電性ポリマーと前記回路の間に高い電気抵抗が存在しており、圧力及び／又は背圧によって前記微細構造が変形し、本来の接触面が増加する、請求項１ないし６のいずれか一記載のシステム。
8. 前記センサーユニットは、最低４０ｍｍＨｇ〜最低３００ｍｍＨｇの測定範囲を有する、及び／又は少なくとも０．５ｍｍＨｇの分解能を有する、及び／又は１秒間に少なくとも１０００数値を収集するように設定されている、及び／又は少なくとも１ｍｓの時間分解能を有する、請求項１ないし７のいずれか一記載のシステム。
9. 前記システムは、周知の背圧で前記圧力センサーユニットを皮膚に押し付けるように設定されているキャリブレーションアクチュエータを有する、及び／又は前記圧力センサーユニットを皮膚に押し付ける背圧の測定に用いる背圧センサーを有する、請求項１ないし８のいずれか一記載のシステム。
10. キャリブレーションセンサー、特に例えばひずみゲージなどの力及び／又はひずみセンサー、及び／又は一定の圧縮によって圧力を加えるキャリブレーションアクチュエータ、及び／又は振動モーター、特にモーター付きアームバンドを有する、請求項１ないし９のいずれか一記載のシステム。
11. 特に有利には１秒間に少なくとも１０００回測定する前記圧力センサーユニットの測定と同時に、前記圧力センサーユニットを皮膚に押し付ける、例えばユーザーの指から開始される力を測定する背圧センサーを有する、請求項１ないし１０のいずれか一記載のシステム。
12. 複数の前記圧力センサーユニット、詳細には多数の前記圧力センサーユニットからなるセンサーアレイを、特に感受性シェル、感受性表面又は人工皮膚、特にロボットの構成部品として有する、請求項１ないし１１のいずれか一記載のシステム。
13. 複数の前記圧力センサーユニット、特に多数の前記圧力センサーユニットからなるセンサーアレイは、凸形の面及び／又は凸形の形成物の上に配置されている、請求項１ないし１２のいずれか一記載のシステム。
14. 少なくとも１つの前記圧力センサーユニット及び特に前記背圧センサー及び／又は前記キャリブレーションセンサーの測定値から、収縮期及び／又は拡張期血圧、動脈硬化、脈波伝播時間、脈波伝播速度、及び／又は相対心拍出量又は絶対心拍出量を計算する評価ユニットを備える、請求項１ないし１３のいずれか一記載のシステム。
15. 前記圧力センサーユニットは、さくらんぼの種よりも大きくないか、又は直径が５ｍｍ未満である、請求項１ないし１４のいずれか一記載のシステム。
16. 少なくとも１つの加速度センサー及び／又はＨＩＰに対する位置／高さを検出するセンサー、特に慣性センサーを有する、請求項１ないし１５のいずれか一記載のシステム。
17. 特に本発明に基づく方法を実施するように設定されている、制御及び／又は評価ユニットを有する、請求項１ないし１６のいずれか一記載のシステム。
18. 最適なポジションに位置している前記圧力センサーユニット又は前記圧力センサーユニットの初期数を多数の前記圧力センサーユニットの中から特定し、特に、前記圧力センサーユニットの位置が所定の要件を満たさない場合、ユーザーは前記圧力センサーユニットの前記位置を調整できるという情報をユーザーに伝えるように設定されている、請求項１ないし１７のいずれか一記載のシステム。
19. 少なくとも１つの外部測定システム、詳細には心拍数を特定するため、特に脈波伝達速度を特定するためのＥＣＧ装置又はプレスチモグラフィに基づく装置に接続するように設定されているシステムであり、前記外部測定システムは、脈動する圧力波又はＥＣＧ波のリアルタイム測定を許容し、データのリアルタイム出力を可能にするオープンなデータインターフェースを装備している、請求項１ないし１８のいずれか一記載のシステム。
20. 動脈上方の皮膚への押圧時に脈波によって加えられる圧力による機能性ポリマー及び／又は誘電体の圧縮によって、少なくとも２つの導電層の間及び／又は少なくとも２つの回路配列、特に回路網の間でコンダクタンス及び／又は抵抗及び／又は容量が変化することで、血圧、動脈硬化、脈波伝播時間、脈波伝播速度、脈波、及び／又は心拍出量の変化、及び／又は心拍出量について、時間分解測定を行うための方法。
21. 前記回路配列及び前記機能性ポリマーを様々な圧力で皮膚に押し付け、前記コンダクタンス及び／又は抵抗を測定する、及び／又は前記コンダクタンス及び／又は抵抗の変化を、詳細には少なくとも１ｍｓの時間分解能で検出し、特に様々な圧力は、背圧及び／又は押圧力のさらなる上昇の下で、最大測定コンダクタンス及び／又は最小測定抵抗及び／又は最小測定圧力を超えて、脈波が測定コンダクタンスの上昇、及び／又は測定抵抗及び／又は測定圧力の低下を引き起こせなくなるまで、単調に及び／又は連続的に上昇し、前記押圧は、特にエアバッグを膨張させることによって実施される、請求項２０記載の方法。
22. 前記コンダクタンス及び／又は抵抗から圧力の変化を検出する、請求項２０又は２１記載の方法。
23. 収縮期血圧は、前記背圧及び／又は押圧力のさらなる増加の下で、最大測定圧力を超えて脈波が測定圧力の上昇を引き起こせなくなる圧力と見なされる、及び／又は前記背圧及び／又は押圧力は増加しても、最大測定圧力はそれ以上増加しない圧力又はより高い圧力として前記背圧及び／又は押圧力が選択されている場合、拡張期血圧は、脈波の測定値の最小値に該当する圧力と見なされる、請求項２０ないし２２のいずれか一記載の方法。
24. 押圧の圧力を、続いて収縮期血圧の１．５倍、特に１．３倍から完全な負荷除去に至る範囲内にある数値まで低下させる、請求項２０ないし２３のいずれか一記載の方法。
25. 押圧の圧力を、続いて及び／又は最初の収縮期血圧及び／又は前記最初の収縮期血圧の印加下における少なくとも１つの前記圧力センサーユニットの最初のコンダクタンス及び／又は最初の抵抗を知った上で低下させ、前記背圧及び／又は押圧力は前記最初の収縮期血圧の１．１倍未満、又は前記最初の収縮期血圧未満に、特に脈動する圧力波が測定可能である限り、拡張期血圧よりも低い値まで下げられるか、又は除去され、次に前記測定したコンダクタンス及び／又は抵抗と前記最初のコンダクタンス及び／又は最初の抵抗との比、及び／又は次に前記測定したコンダクタンス及び／又は抵抗に割り当てられた圧力と前記最初の収縮期血圧との比を係数として用いることにより、前記最初の収縮期血圧から、現在の血圧、現在の動脈硬化、現在の脈波伝播時間、現在の脈波伝播速度、現在の脈波及び／又は心拍出量の現在の変化及び／又は現在の心拍出量を特定する、請求項２０ないし２４のいずれか一記載の方法。
26. 低下した前記押圧力によって前記コンダクタンス及び／又は脈波の圧力の連続測定を行い、前記連続測定は、前記脈動する圧力波の特に１０％を上回る圧力最大値の変動を検知するまで、及び／又は前記脈動する圧力波における圧力最小値と圧力最大値との間の間隔が、特に１０％よりも大きく変動するまで行われ、特に続いて、前記押圧力をさらに低下させ、続いて再び上昇させ、詳細には単調に及び／又は連続的に上昇させ、このとき、特に少なくとも１ｍｓの時間分解能で、前記コンダクタンスを測定する及び／又は前記コンダクタンスの変化を検出する、請求項２０ないし２５のいずれか一記載の方法。
27. 身体の様々な箇所に取り付ける多数のセンサーを使用して前記脈動する圧力波を測定し、測定曲線の相互のずれから脈波伝播時間を検出し、特にセンサー相互の距離のデータを使って脈波伝播速度を計算する、請求項２０ないし２６のいずれか一記載の方法。
28. すべての測定値、詳細には測定したすべてのコンダクタンス及び／又は圧力値及び／又は特に２つの収縮期圧力の間及び／又は２つの拡張期圧力の間にある１つの脈波内の脈波圧力値の積分値の変化を検出することによって、心拍出量の変化を特定する、及び／又はすべての測定値、詳細には測定したすべてのコンダクタンス及び／又は圧力値及び／又は特に２つの収縮期圧力の間及び／又は２つの拡張期圧力の間にある１つの脈波内の脈波圧力値の積分値から、動脈及び／又は大動脈弓の断面積を乗じることによって、心拍出量を特定する、請求項２０ないし２７のいずれか一記載の方法。
29. 連続的な長期モニターのための方法である、請求項２０ないし２８のいずれか一記載の方法。
30. 前記背圧及び／又は押圧力は、電気式、空圧式、油圧式及び／又は手動で、特に筋収縮によって加えられる、請求項２０ないし２９のいずれか一記載の方法。
31. 皮膚の押圧箇所のＨＩＰに対する高さを検出し、特に前記皮膚の押圧箇所のＨＩＰに対する高さに応じて、測定値の修正を実施する、請求項２０ないし３１のいずれか一記載の方法。
32. 脈波伝播速度を特定するため、データのリアルタイム出力を可能にする特にオープンなデータインターフェース、少なくとも１つの特に外部測定システム、詳細には心拍数を特定するためのＥＣＧ装置又はプレスチモグラフィに基づく装置を使用する、請求項２０ないし３１のいずれか一記載の方法。
33. 血圧、動脈硬化、脈波伝播時間、脈波伝播速度、脈波、及び／又は心拍出量の変化、及び／又は心拍出量について、時間分解測定を行うために、動脈上方の皮膚への押圧時に脈波によって加えられる圧力で機能性ポリマー及び／又は誘電体を圧縮することによる、少なくとも２つの導電層の間及び／又は少なくとも２つの回路配列、特に回路網の間における、容量、コンダクタンスの変化、及び／又は容量、抵抗及び／又はコンダクタンス及び／又は抵抗の変化の使用。
34. データのリアルタイム出力を可能にする特にオープンなデータインターフェース、少なくとも１つの特に外部測定システム、詳細には心拍数を特定するためのＥＣＧ装置又はプレスチモグラフィに基づく装置を脈波伝播速度の特定に使用する、請求項３３記載の使用。

Images