JP2022550891A - 近接センサ回路および関連の検知方法 - Google Patents

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Abstract

１つ以上の近接センサが開示される。近接センサのうちの少なくとも１つは、第１の誘電体層と、電気導電性層と、電極と、を含む。第１の誘電体層は、内面と、外面と、を含む。電気導電性層は、第１の誘電体層の内面または外面の一方に近接して位置している。電極は、外面を含む。電極の外面は、第１の誘電体層の内面に近接して位置している。電極の外面および電気導電性層は、ギャップを画定する。【選択図】図１

Description

関連出願の相互参照
本出願は、米国特許法第１１９条（ｅ）に基づき、２０１９年１０月３日出願の「近接センサ回路および関連の検知方法」と題する米国仮特許出願番号第６２／９１０，１２５号の利益を請求し、その開示は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。
本開示は概して、ユーザの血行動態の変化（または脈波形）を検知するための近接センサおよび関連の検知方法に関する。
一般的な一態様では、本開示は、近接センサを提供する。近接センサは、第１の誘電体層と、電気導電性層と、電極と、を備える。第１の誘電体層は、内面と、外面と、を備える。電気導電性層は、第１の誘電体層の内面または外面の一方に近接して位置している。電極は、外面を備える。電極の外面は、第１の誘電体層の内面に近接して位置している。電極の外面および電気導電性層は、ギャップを画定する。
別の態様では、近接センサは、フォーム層をさらに備える。
別の態様では、近接センサは、検知面の上に配置されたシール層をさらに備える。
近接センサの別の態様では、電気導電性層は、第１の誘電体層の内面に近接して位置しており、近接センサは、電極と電気導電性層との間に配置された第２の誘電体層をさらに備え、電極の外面および電気導電性層は、ギャップを画定する。
近接センサの別の態様では、第２の誘電体層は、３μｍ未満の厚さを有する。
近接センサの別の態様では、第２の誘電体層は、テキスチャ面を有する。
一般的な一態様では、本開示は、近接センサを提供する。近接センサは、第１の誘電体層と、電気導電性層と、検知電極と、参照電極と、を備える。第１の誘電体層は、内面と、外面と、を備える。電気導電性層は、第１の誘電体層の内面または外面の一方に近接して位置している。検知電極は、第１の誘電体層の内面に近接して位置している。検知電極は、内面と、外面と、を備える。検知電極の外面は、第１の誘電体層の内面に近接して位置している。検知電極の外面および電気導電性層は、ギャップを画定する。参照電極は、検知電極に対して配置されている。参照電極は、第１の誘電体層の内面に近接して位置している。参照電極は、内面と、外面と、を備える。参照電極の外面は、第１の誘電体層の内面に近接して位置している。参照電極の外面および電気導電性層は、ギャップを画定する。
別の態様では、参照電極は、検知電極に対して横方向に配置されているか、検知電極に対して積層されているか、または検知電極から機械的に分離されている。
別の態様では、近接センサは、参照電極と第１の誘電体層との間に配置された第５の誘電体層をさらに備える。
別の態様では、近接センサは、検知電極と第１の誘電体層との間に配置された第６の誘電体層をさらに備える。
別の態様では、近接センサは、フォーム層をさらに備え、検知電極および参照電極は、フォーム層の反対側に位置している。
一般的な一態様では、本開示は、近接センサモジュールを提供する。近接センサモジュールは、センサ素子基板と、少なくとも１つの電気導電性電極と、電子モジュールと、少なくとも１つの電気導電性パッドと、少なくとも１つの弾性変形可能な電気導電性特徴と、を備える。センサ素子基板は、本開示に記載の近接センサを備える。少なくとも１つの電気導電性電極リード線は、センサ素子基板上に配置されている。少なくとも１つの弾性変形可能な電気導電性特徴は、少なくとも１つの電気導電性電極リード線または少なくとも１つの電気導電性電極パッドの上に配置されている。少なくとも１つの電気導電性パッドは、電子モジュール上に配置されている。少なくとも１つの電気導電性パッドは、少なくとも１つの弾性変形可能な電気導電性特徴を通じて、少なくとも１つの電気導電性リード線と少なくとも１つの電気導電性パッドとの間に電気接続を作るように位置している。
一般的な一態様では、本開示は、生理的パラメータを測定するための回路を提供する。回路は、センサ回路と、センサ回路に接続された変換回路と、信号検知回路と、を備える。センサ回路は、本開示に記載の近接センサのうちのいずれか１つを備えるセンサ素子基板を備える。センサ素子は、少なくとも１つの電極を備える。センサ回路は、少なくとも１つの電極とユーザの肌との間の静電容量信号を監視するように構成されている。静電容量信号は、脈波事象、ユーザの血管内の圧力もしくは血流の変化、またはユーザの体の一部の動きに起因し得る、動き、圧力および／または電場変調を表す。変換回路は、センサ回路に接続されている。変換回路は、監視された静電容量信号を、監視された静電容量信号を示すデジタル信号に変換するように構成されている。信号検知回路は、デジタル信号を受信し、且つユーザに対応付けられる少なくとも１つの生理的パラメータを決定するように構成されている。
回路の別の態様では、生理的パラメータは、時系列値およびトレンドの両方として、血圧、収縮期、拡張期、平均動脈圧、脈圧、呼吸速度、またはそれらの組合せ、およびそれらの変動を含む。
回路の別の態様では、信号検知回路は、使用のためにセンサデータをフィルタリングして、血圧値を抽出するか、または抽出された値についての信頼レベルを推定するために、その後のセンサデータについての品質評価を提供するように構成されている。
一般的な一態様では、本開示は、生理的パラメータを測定するための回路を提供する。回路は、センサ回路と、センサ回路に接続された変換回路と、信号検知回路と、を備える。センサ回路は、本開示に記載の近接センサのうちのいずれか１つを備えるセンサ素子基板を備える。センサ回路は、少なくとも１つの電極を備える。センサ回路は、少なくとも１つの電極とユーザの肌との間の静電容量信号を監視するように構成されている。静電容量信号は、脈波事象、ユーザの血管内の圧力もしくは血流の変化、またはユーザの体の一部の動きに起因し得る、動き、圧力および／または電場変調を表す。変換回路は、センサ回路に接続されており、変換回路は、監視された静電容量信号を、監視された静電容量信号を示すデジタル信号に変換するように構成されている。信号検知回路は、血圧および他の血行動態ならびに生理的モデルを実装するように構成されている。
回路の別の態様では、信号検知回路は、外部のモニタ上に表示され得、ならびに／または外部のデータシステム上で処理および保存され得るフォーマットに静電容量信号を変換するように構成されている。
回路の別の態様では、信号検知回路は、センサが適用され、次いで複数の位置で使用される規定の開始計画から得られる入力を採用するように構成されている。
一般的な一態様では、本開示は、ウェアラブル装置を介した血行動態の監視のための方法を提供する。ウェアラブル装置は、少なくとも１つの電極を備えるセンサ回路、センサ回路から信号を受信し、信号をデジタル信号に変換し、デジタル信号を処理するために信号検知回路にデジタル信号を提供するための変換回路を備える。方法は、センサ回路によって、少なくとも１つの電極によって静電容量信号を検知することを含む。静電容量信号は、脈波事象、またはユーザの血管内の圧力もしくは血流の変化に起因し得る圧力および／または電場変調を表す。方法は、変換回路によって、検知された静電容量信号を示すデジタル信号に、検知された静電容量信号を変換することと、変換回路によって、デジタル信号を信号検知回路に提供することと、信号検知回路によって、経時的な静電容量の変化を表すデジタル信号を処理して、脈波形データを生成することと、信号検知回路によって、脈波形データを様々な血行動態パラメータと相関させることと、信号検知回路によって、脈波形データを処理することと、信号検知回路によって、脈波形データに基づいて血行動態パラメータを決定することと、をさらに含む。
別の態様では、方法は、付属デバイスでモーションアーチファクトを低減することをさらに含む。
上記の説明／概要は、本開示の各々の態様または全ての実装を記載することを意図したものではない。以下の図および詳細な説明はまた、様々な態様を例示する。
様々な例示的な態様は、添付の図面と関連して以下の詳細な説明を考慮すると、より完全に理解され得る。
本開示の少なくとも一態様に従う、電気導電性層から検知電極を分離する誘電体層を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサを示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、電気導電性層と検知電極との間の距離を制御するために電気導電性層から検知電極を分離する別々の誘電体層を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサを示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、検知電極素子の周囲、または全体の検知電極アレイの周囲に形成された接着層を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサを示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、検知電極リード線の上に誘電体、フォーム、または両面テープが配置された浮動箔構造を有する例示的な近接センサを示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、参照電極および検知電極を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサを示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、検知電極で使用される材料よりも、著しく厚く、および／または著しく低い誘電率を有する、参照電極に取り付けられているか、または参照電極上へコーティングされた誘電体材料の層を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサを示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、順応性を提供し、参照素子および検知素子の両方が肌に対して同様の接点を有することを確実にするために、センサ素子とリストバンドなどの取り付け構造との間に配置されたフォーム層を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサを示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、フォーム基板層の検知電極と反対側に配置された参照電極を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサを示す。
浮動箔構造を有する近接センサについての例示的な取り付け構造の１つの図を示す。ここで、取り付け構造は、本開示の少なくとも一態様に従う、センサアレイを肌に固定するためのバンド、パッチ、または他の方法で使用される複数の材料を含む。
本開示の少なくとも一態様に従う、断面線１０－－１０に沿って取られた、図９に示す例示的な取り付け構造の断面図を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、線１１に沿って取られた、図１０に示す例示的な取り付け構造の断面図の詳細図を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、電子モジュールと、弾性圧縮可能な再係合可能な接点のためにプリント導電性エラストマー導電性バンプを有する近接センサのセンサ／電極リード線との間の再係合可能な接点の例を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、弾性圧縮可能な再係合可能な接点のために導電性エラストマーバンプをプリントする例示的な方法を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、電子モジュールに対して押し付けられる電極リード線上にプリントされた導電性エラストマーバンプの例を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、電極を支持する基板に構造をエンボス加工することによって製造された導電性エラストマーバンプの例を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、電気リード線を機械的に変形させることによって製造された導電性エラストマーバンプの例を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、電気リード線を機械的に変形させることによって、電子モジュールとセンサアレイとの間の接続を形成する例示的な方法を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、適合性を改善して電極リード線のアレイで機械的に分離された個々の電極リード線を有する図１７に記載の方法によって形成された例示的なコネクタを示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、フォームまたは他のスペーサ材料で任意選択的に支持および／または変形された機械的に剛性のスプリングフィンガーを有する図１７に記載の方法によって形成された例示的なコネクタを示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、図１９に示すコネクタと共に使用される電子モジュール上の接合接点の例を示す。
橈骨、上腕、脛骨、背、および／または大腿の脈点に適合させるように調整可能なサイズである大人用の例示的なバンドを示し、再使用可能な電子機器を含むバンドは、トレイ内へ留まる、シールされた、または部分的にシールされた電子モジュールの使用を通じて使い捨てのセンサで利用され得、複数部品ケースは、本開示の少なくとも一態様に従って、電子機器の周囲で組み立てられ、既知の固定方法を通じて固定される。
本開示の少なくとも一態様に従う、図２１に示す大人用のバンドの断面図を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、橈骨、上腕、脛骨、背、および／または大腿の脈点に適合させるように調整可能なサイズの乳児用の例示的なバンドを示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、図２２に示す乳児用のバンドの断面図を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、電子機器のブロック図を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、センサ回路および検知信号回路の例を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う、センサ回路および検知信号回路の例を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、装置およびユーザの肌との結果としての相互作用の例を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う、装置およびユーザの肌との結果としての相互作用の例を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う、装置およびユーザの肌との結果としての相互作用の例を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う、装置およびユーザの肌との結果としての相互作用の例を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、装置からの電子機器および／または信号の流れを実装するための例示的な方法を例示するブロック図である。
本開示の少なくとも一態様に従う、様々な例示的な装置を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う、様々な例示的な装置を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、異なる容量性感度を有する複数の（例えば、４つの）電極を含むセンサのパッケージ化されたアレイを有する例示的な装置を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う、異なる容量性感度を有する複数の（例えば、４つの）電極を含むセンサのパッケージ化されたアレイを有する例示的な装置を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う装置を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う装置を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う装置を示す。
様々な実験態様に従う、装置を使用して収集される例示的なデータおよび動脈ラインを使用して収集されるデータを示す。 様々な実験態様に従う、装置を使用して収集される例示的なデータおよび動脈ラインを使用して収集されるデータを示す。 様々な実験態様に従う、装置を使用して収集される例示的なデータおよび動脈ラインを使用して収集されるデータを示す。
様々な実験態様に従う、装置を使用して収集される例示的なデータおよび動脈ラインを使用して収集される例示的なデータを示す。 様々な実験態様に従う、装置を使用して収集される例示的なデータおよび動脈ラインを使用して収集される例示的なデータを示す。 様々な実験態様に従う、装置を使用して収集される例示的なデータおよび動脈ラインを使用して収集される例示的なデータを示す。
様々な実験態様に従う、装置を使用して収集されるような心拍数および血圧の変化、ならびに動脈ラインを使用して収集されるような心拍数および血圧の変化の例を示す。 様々な実験態様に従う、装置を使用して収集されるような心拍数および血圧の変化、ならびに動脈ラインを使用して収集されるような心拍数および血圧の変化の例を示す。 様々な実験態様に従う、装置を使用して収集されるような心拍数および血圧の変化、ならびに動脈ラインを使用して収集されるような心拍数および血圧の変化の例を示す。
様々な実験態様に従う、センサデータから計算される収縮期血圧（ｓＢＰ）対動脈ラインｓＢＰのグラフである。
様々な実験態様に従う、収縮期血圧（ｓＢＰ）対経過時間のグラフである。
本開示の少なくとも一態様に従う、血行動態の監視のための方法を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理するための方法を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理するための方法を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理するための方法を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理するための方法を示す。
本開示の少なくとも一態様に従う、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理するための方法を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理するための方法を示す。 本開示の少なくとも一態様に従う、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理するための方法を示す。
本明細書で論じられる様々な態様は、変形例および代替的な形態に適用できると同時に、その態様は、例として図面で示されており、詳細に記載される。しかしながら、記載される特定の態様に本開示を限定することを意図したものではないことが理解されるべきである。むしろ、特許請求の範囲で定義される態様を含む、本開示の範囲内に入る全ての変形例、均等物、および代替物をカバーすることが意図される。さらに、本出願全体を通じて使用される「例」という用語は、単に例示としてであって、限定ではない。
近接センサ回路、電気信号検知回路、信号処理回路、および関連の検知方法の様々な形態を詳細に説明する前に、例示的な形態は、用途または使用において、添付の図面および説明で示される部分の構造、寸法、および配置の詳細に限定されないことに留意されたい。例示的な形態は、他の形態、変形、および変形例において実装され得るか、または組み込まれ得、様々な方法で実施または実行され得る。さらに、特に示さない限り、本明細書で利用される用語および表現は、読者の便宜のために例示的な形態を記載する目的で選択されており、その限定の目的ではない。
さらに、下記の形態、形態の表現、および例のうちのいずれか１つまたはそれ以上は、他の下記の形態、形態の表現、および例のうちのいずれか１つまたはそれ以上と組み合わされ得ることが理解される。
以下の説明では、非限定的な例として、本開示の理解を提供するために様々な実装および用途が開示される。
特定の例では、本開示の態様は、測定される表面の近くに／その表面上に配置された単一の電極を使用することによってユーザの生理的変化を監視する手法で構成されたセンサ回路で、ユーザの血行動態の変化（または脈波形）を検知するように構成され配置された１つ以上のセンサ回路を含む。当該態様および他の態様は、もう１つの下記の態様および／または機構と一致して血行動態の変化を検知するように構成されたセンサ回路を採用する。
より具体的な例示的な態様は、少なくとも１つのセンサ回路と、電極を含むセンサ回路と、電気信号検知回路と、を有する装置を対象とする。装置は、非侵襲の手法で、リアルタイムに血行動態パラメータのうちの１つ以上を監視するために使用され得る。例えば、センサ回路が、肌の近くに、または肌上に配置されている間、電気信号検知回路は、静電容量の変化を監視することによって脈波事象を検知し得る。電極によって伝達される静電容量の変化は、脈波事象、または血管内の圧力もしくは血流の変化（例えば、血行動態）に起因し得る圧力および／または電場変調に反応する。電極は、電極とユーザの肌との間の静電容量の変化を決定するために使用され得る。電極を含むセンサ回路は、静電容量および／または圧力の変化を示す電気信号検知回路に電気信号を提供するために使用される変換回路と共に配置され得る。脈波事象により、ユーザの肌と電極との間の距離が変化し得、および／または血管の周囲の電場分布が変化し得、センサ回路を使用して測定される静電容量が相対的に変化することになる。経時的な静電容量の変化は、電気信号検知回路によって処理され得、脈波形を生成および／または決定するために使用され得る。様々な態様では、脈波形は、様々な血行動態パラメータに相関する。具体的な例として、脈波形は、心拍数、血圧、動脈の硬さ、および／または血液量を決定するために処理され得る。脈波形の形状から血行動態パラメータを導出するために機械学習アルゴリズムが使用され得る。
電極は、ユーザの肌と接触し、および／または近接し得る。一部の態様では、電極は、機械的な拘束（例えば、リストバンド、弾性適合バンド、もしくは衣類物品）および／または接着剤を使用してユーザ上に（接触しているか否かに関わらず）拘束される。電極は、血管の近くに、好ましくは、橈骨、上腕、頸動脈、脛骨、背、および側頭の脈点などであるが、これらに限定されない触知可能な脈点の近くに配置され得る。
他の具体的な態様では、装置は、複数の電極を含む。例えば、装置は、複数のセンサ回路を含み得、各々のセンサ回路は、複数の電極のうちの１つを含む。複数の電極は、ユーザの肌と電極との間の距離、圧力および／または電場の変調に反応し、且つ血行動態または脈波事象に起因し得る静電容量の変化を示す電気信号検知回路に電気信号（例えば、デジタル）を提供するために使用される変換回路の一部として配置され得る。様々な関連の態様では、複数のセンサ回路は、機械的に分離され、および／またはアレイ（例えば、センサアレイ）で配置されている。センサ回路の各々は、本明細書にさらに記載されるような構造の中でも特に、異なる外形、誘電体層、場所、感度を有するようになど、異なって構築され得る。
様々な態様は、上記の装置を使用する方法を対象とする。方法は、ユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上に装置の少なくとも１つの電極を配置することと、脈波事象を検知することと、を含み得る。脈波事象は、少なくとも１つの電極がユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上に配置されている間、血行動態または脈波事象に起因し得る圧力および／または電場変調に反応する静電容量の変化を監視することによって、装置の電気信号検知回路を使用して検知され得る。脈波事象は、脈波形を生成するために、および／または様々な血行動態パラメータを決定するために使用され得る。例えば、方法は、脈波事象を使用して、拡張期血圧、収縮期血圧、動脈の硬さ、および／または血液量を決定することを含み得る。
具体的な方法は、少なくとも１つのセンサ回路を有する変換回路を固定するために、ウェアラブル装置のフレキシブルまたは湾曲可能な基板の使用を含み得る。基板は、変換回路および電気信号検知回路を支持し、少なくとも部分的に取り囲んでいる。基板は、血管を含むユーザの一部にさらに順応し、静電容量の変化を介して血行動態または脈波事象を電気的に検知するために、ユーザの肌の十分近くに少なくとも１つの電極を配置している。静電容量の変化は、血行動態または脈波事象に起因し得る圧力および／または電場変調に反応する。変換回路は、静電容量の変化を電気信号に変換する。方法は、電気信号検知回路を介して変換回路からの電気信号に反応して血行動態または脈波事象を検知することと、血行動態の監視データを外部の回路に送信することによって電気信号検知回路に反応するために、ウェアラブル装置内で、またはウェアラブル装置の外側で通信回路を使用することと、をさらに含む。
他の態様は、変換回路および電気信号検知回路を支持し、少なくとも部分的に取り囲み、且つ血行動態の監視のために血管を含むユーザの一部に順応するように構成され配置されたフレキシブルまたは湾曲可能な基板を特徴とするウェアラブルデバイスの一部として使用するための装置を対象とする。上記で前述したように、装置は、少なくとも１つのセンサ回路を有する変換回路と、電極を含むセンサ回路と、電気信号検知回路と、通信回路と、を含む。

ハードウェア
測定される表面の近くに／その表面上に配置された１つまたは複数の電極を使用することによってユーザの生理的変化を監視する手法で構成されたセンサ回路で、ユーザの血行動態の変化（または脈波形）を検知するように構成され配置されたセンサ回路を使用する近接センサ回路および関連の検知方法の様々な例示的な実装が本明細書で以下に記載される。
１．感度を改善するための浮動箔構造
図１は、本開示の少なくとも一態様に従う、電気導電性層１０６から検知電極１０４を分離する第１の誘電体層１０２を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサ１００を示す。様々な態様では、検知電極１０４は、複数の検知素子または検知電極アレイを備え得る。一態様では、第１の誘電体層１０２は、任意の好適なポリマーまたは薄い誘電体フィルムで作られ得、ポリオレフィン、フッ化ポリマー、ポリウレタン、ポリエステル、シリコン、ポリアミド、ポリイミド、パリレン、およびガラスを含むが、これらに限定されない。一態様では、それは、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）で作られている。第２の誘電体層１０８は、検知電極１０４を筐体１１０に接続している。示された例では、第２の誘電体層１０８は、接着剤１１２を介して筐体１１０に取り付けられている。第２の誘電体層１０８はまた、好適なポリマーで作られ得、示された態様では、例えば、１５０μｍの厚さを有するＰＥＴで作られている。一態様では、第２の誘電体層１０８は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。筐体１１０は、例えば、１００μｍ～３００μｍの範囲、好ましくは２００μｍの厚さを有する低密度ポリエチレン（ＬＤＰＥ）で作られ得る。
薄い第１の誘電体層１０２は、電気導電性層１０６から検知電極１０４を分離しており、電気導電性層１０は、接地されていなくてもよく（電子回路に接続されていなくてもよく）、接地されていてもよく、またはアンテナ範囲を延在するためにアンテナに接続されていてもよい。距離Ｇは、電気導電性層１０６から検知電極１０４の表面１１４を分離している。第１の誘電体層１０２が、変形から回復するために一部の機械的な強度、弾性、およびバネ力を提供するのに十分厚い、例えば、＞１μｍ、＞３μｍ、＞５μｍ、＞１０μｍであるが、感度を提供するのに十分薄い、例えば、＜２５μｍ、＜５０μｍ、＜１５０μｍであるときに、最適な結果が得られる。第１の誘電体層１０２の誘電率が、十分高い、例えば、＞５、＞１０、＞５０、＞１００である場合、第１の誘電体層１０２は、最大１００～３００μｍ厚くてもよい。一態様では、第１の誘電体層１０２は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。
第１の誘電体層１０２は、例えば、スパッタリングまたは他の堆積／コーティングプロセスを通じて金属化されたポリマーフィルムであり得る。電気導電性層１０６が、誘電体ポリマーフィルムの機械的な特性に著しい影響を及ぼさないほど十分薄いため、金属化されたフィルムは特に有利である。電気導電性層１０６は、薄い金属層（例えば、アルミニウム箔、金箔、銅箔、金属の熱いまたは冷たい転写フィルム）を備え得、当該金属層はまた、金属層の一方の表面もしくは両方の表面上、または検知電極１０４の露出面上に誘電体コーティングを用いて使用され得る。第１の誘電体層１０２の誘電体コーティングが、ピンホールなしの、＜１μｍ、＜３μｍ、＜５μｍ、＜１０μｍの厚さであり、検知電極１０４への接着を回避するために、べたつかないか、または表面のブロッキングになりにくいことが好ましい。検知電極１０４の表面１１４および／もしくは第１の誘電体層１０２の表面１１６、またはコーティングは、表面のブロッキングを低減するためにパターン化またはテキスチャ化され得る。
アルミニウム、金、銀、他の金属、炭素、および導電性ポリマーは、電気導電性層１０６のために使用され得る。電気導電性層１０６および検知電極１０４はまた、導電性インクでプリントされ得る。プリントされた特徴の厚さは、近接センサ１００の感度を保つために制御される必要がある。
図２は、本開示の少なくとも一態様に従う、電気導電性層２０６と検知電極２０４との間の距離Ｇ（例えば、ギャップ）を制御するために電気導電性層２０６から検知電極２０４を分離する第１の誘電体層２１８を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサ２００を示す。様々な態様では、検知電極２０４は、複数の検知素子または検知電極アレイを備え得る。一態様では、第１の誘電体層２１８は、任意の好適なポリマーで作られ得、一態様では、それはＰＥＴで作られている。電気導電性層２０６は、例えば、同じくＰＥＴで作られる第２の誘電体層２０２の表面上に形成され得る。第３の誘電体層２０８は、接着剤２１２を介して筐体２１０に接続された基板２２０支持材料に検知電極２０４を接続している。第２および第３の誘電体層２０２、２０８はまた、好適なポリマーで作られ得、示された態様では、ＰＥＴで作られており、第２の誘電体層２０２は、例えば１２μｍの厚さを有し、第３の誘電体層２０８は、例えば１５０μｍの厚さを有する。一態様では、第２の誘電体層２０８は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。筐体２１０は、例えば、１００μｍ～３００μｍの範囲、好ましくは２００μｍの厚さを有するＬＤＰＥで作られ得る。
製造の便宜のために、または電気導電性層２０６が、筐体２１０をパッケージ化した近接センサ２００内に埋め込まれ、環境状態への曝露による劣化を受けにくいことを確実にするために、電気導電性層２０６と検知電極２０４との間の距離Ｇは、第１の誘電体層２１８として本明細書に示される別々の誘電体層で制御され得る。一態様では、第１の誘電体層２１８は、検知電極２０４の表面２１４をカバーする、薄いフィルム、またはコーティングもしくはプリントされた誘電体層であり得る。第１の誘電体層２１８は、電気導電性層２０６への複数の接続を通じて電極間でショートをもたらし得るピンホールを回避すべきである。第１の誘電体層２１８は代替的に、誘電率が十分高い場合、より厚い層であり得る。第１の誘電体層２１８は、浮動であり得るか、または検知電極２０４もしくは検知電極２０４を支持する基板２２０支持材料に接着され得る。第１の誘電体層２１８は、例えば、１μｍ未満の厚さを有し得る。薄い誘電体コーティングはまた、電気導電性層２０６の表面上、または検知電極２０４の露出面２１４上に提供され得る。第１の誘電体層またはコーティングが、ピンホールなしの、＜０．１μｍ、＜１μｍ、＜３μｍ、＜５μｍ、＜１０μｍの厚さであり、検知電極２０４への接着を回避するために、べたつかないか、または表面のブロッキングになりにくいことが好ましい。検知電極２０４の表面２１４および／もしくは第１の誘電体層２１８の表面２２２、またはコーティングは、表面のブロッキングを低減するためにパターン化またはテキスチャ化され得る。
検知電極２０４は、第１の誘電体層２１８または箔層に接着し、且つ検知電極２０４と第１の誘電体層２１８または箔層との間の空隙の湾曲を制御するために、各々の電極素子の周囲で、または全体の電極アレイの周囲で、接着剤または他の固定方法を用いて固定され得る。
薄い第１の誘電体層２１８は、電気導電性層２０６から検知電極２０４を分離しており、電気導電性層２０６は、接地されていなくてもよく（電子回路に接続されていなくてもよく）、接地されていてもよく、またはアンテナ範囲を延在するためにアンテナに接続されていてもよい。距離Ｇは、電気導電性層２０６から検知電極２０４の表面２１４を分離している。第１の誘電体層２１８が、変形から回復するために機械的な強度、弾性、およびバネ力を提供するのに十分厚い、例えば、＞０．１μｍ、＞１μｍ、＞３μｍ、＞５μｍ、＞１０μｍであるが、感度を提供するのに十分薄い、例えば、＜２５μｍ、＜５０μｍ、＜１５０μｍであるときに、最適な結果が得られる。第１の誘電体層２１８の誘電率が、十分高い、例えば、＞５、＞１０、＞５０、＞１００である場合、第１の誘電体層２１８は、最大１００～３００μｍ厚くてもよい。一態様では、第１の誘電体層２１８は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。
第１の誘電体層２１８は、例えば、スパッタリングまたは他の堆積／コーティングプロセスを通じて金属化されたポリマーフィルムであり得る。電気導電性層２０６が、誘電体ポリマーフィルムの機械的な特性に著しい影響を及ぼさないほど十分薄いため、金属化されたフィルムは特に有利である。電気導電性層２０６は、薄い金属層（例えば、アルミニウム箔、金箔、銅箔、金属の熱いまたは冷たい転写フィルム）を備え得、当該金属層はまた、金属層の一方の表面もしくは両方の表面上、または検知電極２０４の露出面上に誘電体コーティングを用いて使用され得る。第１の誘電体層２１８の誘電体コーティングが、ピンホールなしの、０．１μｍ、＜１μｍ、＜３μｍ、＜５μｍ、＜１０μｍの厚さであり、検知電極２０４への接着を回避するために、べたつかないか、または表面のブロッキングになりにくいことが好ましい。検知電極２０４の表面２１４および／もしくは第１の誘電体層２１８の表面２２２、またはコーティングは、表面のブロッキングを低減するためにパターン化またはテキスチャ化され得る。
アルミニウム、金、銀、および他の金属は、電気導電性層２０６の導電性コーティングのために使用され得る。電気導電性層２０６および検知電極２０４はまた、導電性インクでプリントされ得る。プリントされた特徴の厚さは、近接センサ２００の感度を保つために制御される必要がある。
図３は、本開示の少なくとも一態様に従う、検知電極３０４の周囲、または全体の検知電極アレイの周囲に形成された接着層３２４を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサ３００を示す。様々な態様では、検知電極３０４は、複数の検知素子または検知電極アレイを備え得る。検知電極３０４は、一部の場所、特に、寄生電子ノイズを低減／制御するために検知電極３０４を電子機器に接続している検知電極リード線３２６の上で接着され得る。図３に示すように、接着層３２４は、第１の誘電体層３０２と検知電極リード線３２６との間に位置している。
様々な態様では、検知電極３０４は、複数の検知素子または検知電極アレイを備え得る。一態様では、第１の誘電体層３０２は、任意の好適なポリマーで作られ得、一態様では、それはＰＥＴで作られている。第２の誘電体層３０８は、検知電極３０４を筐体３１０に接続している。示された例では、第２の誘電体層３０８は、接着剤３１２を介して筐体３１０に取り付けられている。第２の誘電体層３０８はまた、好適なポリマーで作られ得、示された態様では、例えば、１５０μｍの厚さを有するＰＥＴで作られている。一態様では、第２の誘電体層３０８は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。筐体３１０は、例えば、１００μｍ～３００μｍの範囲、好ましくは２００μｍの厚さを有するＬＤＰＥで作られ得る。
薄い第１の誘電体層３０２は、電気導電性層３０６から検知電極３０４を分離しており、電気導電性層３０６は、接地されていなくてもよく（電子回路に接続されていなくてもよく）、接地されていてもよく、またはアンテナ範囲を延在するためにアンテナに接続されていてもよい。距離Ｇは、電気導電性層３０６から検知電極３０４の表面３１４を分離している。第１の誘電体層３０２が、変形から回復するために機械的な強度、弾性、およびバネ力を提供するのに十分厚い、例えば、＞１μｍ、＞３μｍ、＞５μｍ、＞１０μｍであるが、感度を提供するのに十分薄い、例えば、＜２５μｍ、＜５０μｍ、＜１５０μｍであるときに、最適な結果が得られる。第１の誘電体層３０２の誘電率が、十分高い、例えば、＞５、＞１０、＞５０、＞１００である場合、第１の誘電体層３０２は、最大１００～３００μｍ厚くてもよい。一態様では、第１の誘電体層３０２は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。
第１の誘電体層３０２は、例えば、スパッタリングまたは他の堆積／コーティングプロセスを通じて金属化されたポリマーフィルムであり得る。電気導電性層３０６が、誘電体ポリマーフィルムの機械的な特性に著しい影響を及ぼさないほど十分薄いため、金属化されたフィルムは特に有利である。電気導電性層３０６は、薄い金属層（例えば、アルミニウム箔、金箔、銅箔、金属の熱いまたは冷たい転写フィルム）を備え得、当該金属層はまた、金属層の一方の表面もしくは両方の表面上、または検知電極３０４の露出面上に誘電体コーティングを用いて使用され得る。第１の誘電体層３０２の誘電体コーティングが、ピンホールなしの、０．１μｍ、＜１μｍ、＜３μｍ、＜５μｍ、＜１０μｍの厚さであり、検知電極３０４への接着を回避するために、べたつかないか、または表面のブロッキングになりにくいことが好ましい。検知電極３０４の表面３１４および／もしくは第１の誘電体層３０２の表面３１６、またはコーティングは、表面のブロッキングを低減するためにパターン化またはテキスチャ化され得る。
アルミニウム、金、銀、および他の金属は、電気導電性層３０６の導電性コーティングのために使用され得る。電気導電性層３０６および検知電極３０４はまた、導電性インクでプリントされ得る。プリントされた特徴の厚さは、近接センサ３００の感度を保つために制御される必要がある。
図４は、本開示の少なくとも一態様に従う、検知電極リード線４２６の上に追加の材料の層４２８が配置された浮動箔構造を有する例示的な近接センサ４００を示す。材料の層４２８は、誘電体、フォーム、または両面テープであり得る。誘電体、フォーム、または両面テープはまた、寄生電子ノイズを低減／制御するために検知電極リード線４２６の上で使用され得る。当該追加の材料の層４２８は、脈波形が十分な忠実度または信号対ノイズでもはや検知され得ない程度にまで検知電極４０４の検知素子と肌との間の距離を増加させないように、検知電極４０４から十分遠くに配置される必要がある。
様々な態様では、検知電極４０４は、複数の検知素子または検知電極アレイを備え得る。一態様では、第１の誘電体層４０２は、任意の好適なポリマーで作られ得、一態様では、それはＰＥＴで作られている。第２の誘電体層４０８は、検知電極４０４を筐体４１０に接続している。示された例では、第２の誘電体層４０８は、接着剤４１２を介して筐体４１０に取り付けられている。第２の誘電体層４０８はまた、好適なポリマーで作られ得、示された態様では、例えば、１５０μｍの厚さを有するＰＥＴで作られている。一態様では、第２の誘電体層４０８は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。筐体４１０は、例えば、１００μｍ～３００μｍの範囲、好ましくは２００μｍの厚さを有するＬＤＰＥで作られ得る。
薄い第１の誘電体層４０２は、電気導電性層４０６から検知電極４０４を分離しており、電気導電性層４０６は、接地されていなくてもよく（電子回路に接続されていなくてもよく）、接地されていてもよく、またはアンテナ範囲を延在するためにアンテナに接続されていてもよい。距離Ｇは、電気導電性層４０６から検知電極４０４の表面４１４を分離している。第１の誘電体層４０２が、変形から回復するために一部の機械的な強度、弾性、およびバネ力を提供するのに十分厚い、例えば、＞１μｍ、＞３μｍ、＞５μｍ、＞１０μｍであるが、感度を提供するのに十分薄い、例えば、＜２５μｍ、＜５０μｍ、＜１５０μｍであるときに、最適な結果が得られる。第１の誘電体層４０２の誘電率が、十分高い、例えば、＞５、＞１０、＞５０、＞１００である場合、第１の誘電体層４０２は、最大１００～３００μｍ厚くてもよい。一態様では、第１の誘電体層４０２は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。
第１の誘電体層４０２は、例えば、スパッタリングまたは他の堆積／コーティングプロセスを通じて金属化されたポリマーフィルムであり得る。電気導電性層４０６が、誘電体ポリマーフィルムの機械的な特性に著しい影響を及ぼさないほど十分薄いため、金属化されたフィルムは特に有利である。電気導電性層４０６は、薄い金属層（例えば、アルミニウム箔、金箔、銅箔、金属の熱いまたは冷たい転写フィルム）を備え得、当該金属層はまた、金属層の一方の表面もしくは両方の表面上、または検知電極４０４の露出面上に誘電体コーティングを用いて使用され得る。誘電体層４０２の誘電体コーティングが、ピンホールなしの、＜１μｍ、＜３μｍ、＜５μｍ、＜１０μｍの厚さであり、検知電極４０４への接着を回避するために、べたつかないか、または表面のブロッキングになりにくいことが好ましい。検知電極４０４の表面４１４および／もしくは第１の誘電体層４０２の表面４１６、またはコーティングは、表面のブロッキングを低減するためにパターン化またはテキスチャ化され得る。
アルミニウム、金、銀、および他の金属は、電気導電性層４０６のために使用され得る。電気導電性層４０６および検知電極４０４は、導電性インクでプリントされ得る。プリントされた特徴の厚さは、近接センサ４００の感度を保つために制御される必要がある。
２．参照センサ
参照センサは、センサアレイの素子の一部の感度を変調することによって製造され得る。当該センサは、脈波形の変化に対して高い感度でないが、大きいスケールの動きまたは環境効果による変化を検知することができ得る。参照センサからの信号は、動きまたは環境のアーチファクトにより生じ得るベースライン変化を正すように、脈波形センサからの信号を正すために使用され得る。
参照センサを生成する１つの方法は、検知電極４０４のアクティブエリアに対して参照センサの電極のアクティブエリアの場所またはサイズを変更することである。当該参照は、脈波形信号を拾うための脈点との位置の十分な重複が存在する可能性を少なくするために、より小さいか、または検知素子から離れて配置され得る。
図５は、本開示の少なくとも一態様に従う、参照電極５３０および検知電極５０４を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサ５００を示す。参照検知電極５３０は、電気導電性層５０６（例えば、箔）を有する第１の誘電体層５０２を、接着剤、両面テープ、および／または誘電体層などの固定部材５３２を有する電極に取り付けることによって生成されて、参照電極５３０と電気導電性層５０６との間の動きを防いで、参照電極５３０が、検知電極５０４に対する電気導電性層５０６の動きに影響を及ぼす肌の動きによる位置の小さい変化に反応するのを防ぎ得る。参照電極５３０は、全体のセンサパッケージの動きによる静電容量の変化を検出し得るか、または環境状態の変化を検出し得る。
全ての場合において、参照電極５３０は、（機械的な拘束を通じて）検知電極５０４の感度に影響を与えないか、または脈波形が十分な忠実度もしくは信号対ノイズでもはや検知され得ない程度にまで検知電極５０４素子と肌との間の距離を増加させないように、検知電極５０４から十分遠くに配置される必要がある。機械的な拘束の影響は、検知電極５０４素子から参照電極５３０素子を機械的におよび／または位置的に分離することによって軽減され得るが、それらが同じ大きいスケールの動きおよび環境状態を経験する十分に同様の位置に、それらを位置付けるように気を付けなければならない。
検知電極５０４は、脈波形による小さい変化、ならびにより大きい動きおよび環境誘発変化の両方を検出する。様々な態様では、検知電極５０４および参照電極５３０は各々、複数の検知素子または検知電極アレイを備え得る。一態様では、第１の誘電体層５０２は、任意の好適なポリマーで作られ得、一態様では、それはＰＥＴで作られている。第２の誘電体層５０８は、検知電極５０４および参照電極５３０を筐体５１０に接続している。示された例では、第２の誘電体層５０８は、接着剤５１２を介して筐体５１０に取り付けられている。第２の誘電体層５０８はまた、好適なポリマーで作られ得、示された態様では、例えば、１５０μｍの厚さを有するＰＥＴで作られている。一態様では、第２の誘電体層５０８は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。筐体５１０は、例えば、１００μｍ～３００μｍ、好ましくは２００μｍの厚さを有するＬＤＰＥで作られ得る。
薄い第１の誘電体層５０２は、電気導電性層５０６から検知電極５０４および参照電極５３０を分離しており、検知電極５０４および参照電極５３０は、接地されていなくてもよく（電子回路に接続されていなくてもよく）、接地されていてもよく、またはアンテナ範囲を延在するためにアンテナに接続されていてもよい。距離Ｇは、電気導電性層５０６から検知電極５０４の表面５１４を分離している。第１の誘電体層５０２が、変形から回復するために一部の機械的な強度、弾性、およびバネ力を提供するのに十分厚い、例えば、＞１μｍ、＞３μｍ、＞５μｍ、＞１０μｍであるが、感度を提供するのに十分薄い、例えば、＜２５μｍ、＜５０μｍ、＜１５０μｍであるときに、最適な結果が得られる。第１の誘電体層５０２の誘電率が、十分高い、例えば、＞５、＞１０、＞５０、＞１００である場合、第１の誘電体層５０２は、最大１００～３００μｍ厚くてもよい。一態様では、第１の誘電体層５０２は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。
第１の誘電体層５０２は、例えば、スパッタリングまたは他の堆積／コーティングプロセスを通じて金属化されたポリマーフィルムであり得る。金属コーティングが、誘電体ポリマーフィルムの機械的な特性に著しい影響を及ぼさないほど十分薄いため、金属化されたフィルムは特に有利である。電気導電性層５０６は、薄い金属層（例えば、アルミニウム箔、金箔、銅箔、金属の熱いまたは冷たい転写フィルム）を備え得、当該金属層はまた、金属層の一方の表面もしくは両方の表面上、または検知電極５０４の露出面上に誘電体コーティングを用いて使用され得る。第１の誘電体層５０２の誘電体コーティングが、ピンホールなしの、＜１μｍ、＜３μｍ、＜５μｍ、＜１０μｍの厚さであり、検知電極５０４への接着を回避するために、べたつかないか、または表面のブロッキングになりにくいことが好ましい。検知電極５０４の表面５１４および／もしくは第１の誘電体層５０２の表面５１６、またはコーティングは、表面のブロッキングを低減するためにパターン化またはテキスチャ化され得る。
アルミニウム、金、銀、および他の金属は、電気導電性層５０６のために使用され得る。電気導電性層５０６および検知電極５０４は、導電性インクでプリントされ得る。プリントされた特徴の厚さは、近接センサ５００の感度を保つために制御される必要がある。
図６は、本開示の少なくとも一態様に従う、検知電極６０４で使用される材料よりも、著しく厚く、および／または著しく低い誘電率を有する、参照電極６３０に取り付けられているか、または参照電極６３０上へコーティングされた誘電体材料の層６３４を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサ６００を示す。様々な態様では、誘電体材料の層６３４は、電極アレイ内の他の（検知）電極６０４で使用される材料よりも、著しく厚く、および／または著しく低い誘電率を有する電極アレイ内の参照電極６３０の一部に取り付けられ得るか、またはその一部の上へコーティングされ得る。
単一または複数の電極素子の感度は、検知電極６０４のアレイで変調され得る。複数の参照電極６３０が使用される場合、それらは、異なる感度を有するように調整され得る。検知／参照電極６０４、６３０のペアが、差動モードで使用される場合、検知／参照電極６０４、６３０素子のいずれか一方または両方が、ペアで感度を下げられ得る。一方の信号を他方から減ずることを容易にするために、同様の全体の信号レベル、白色ノイズ、および／または背景信号レベルを有するように参照電極６３０および検知電極６０４を構成することが有利であり得る。
全ての場合において、参照電極６３０は、（機械的な拘束を通じて）検知電極６０４の感度に影響を与えないか、または脈波形が十分な忠実度もしくは信号対ノイズでもはや検知され得ない程度にまで検知電極６０４素子と肌との間の距離を増加させないように、検知電極６０４から十分遠くに配置される必要がある。機械的な拘束の影響は、検知電極６０４素子から参照電極６３０素子を機械的におよび／または位置的に分離することによって軽減され得るが、それらが同じ大きいスケールの動きおよび環境状態を経験する十分に同様の位置に、それらを位置付けるように気を付けなければならない。機械的に分離された検知素子の場合、流体が容易に進入することを防ぐために、カバーフィルムまたはシール材料６３６が使用され得る。
検知電極６０４は、脈波形による小さい変化、ならびにより大きい動きおよび環境誘発変化の両方を検出する。様々な態様では、検知電極６０４および参照電極６３０は各々、複数の検知素子または検知電極アレイを備え得る。一態様では、第１の誘電体層６０２は、任意の好適なポリマーで作られ得、一態様では、それはＰＥＴで作られている。図に示すように、検知電極６０４が、第２の誘電体層６０８ａを介して第１の筐体６１０ａに接続され、参照電極６３０が、第３の誘電体層６０８ｂを介して第２の筐体６１０ｂに接続されるように、検知電極６０４および参照電極６３０は機械的に分離されている。第１および第２の筐体６１０ａ、６１０ｂの両方が、カバーフィルムまたはシール材料６３６によってカバーされている。示された例では、第２の誘電体層６０８ａは、接着剤６１２ａを介して第１の筐体６１０ａに取り付けられており、第３の誘電体層６０８ｂは、接着剤６１２ｂを介して第２の筐体６１０ｂに取り付けられている。第２および第３の誘電体層６０８ａ、６０８ｂはまた、好適なポリマーで作られ得、示された態様では、例えば、１５０μｍの厚さを各々有するＰＥＴで作られている。一態様では、第２および第３の誘電体層６０８ａ、６０８ｂは各々、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。筐体６１０ａ、６１０ｂは、例えば、１００μｍ～３００μｍ、好ましくは２００μｍの厚さを各々有するＬＤＰＥで作られ得る。
薄い第１の誘電体層６０２は、電気導電性層６０６から検知電極６０４および参照電極６３０を分離しており、検知電極６０４および参照電極６３０は、接地されていなくてもよく（電子回路に接続されていなくてもよく）、接地されていてもよく、またはアンテナ範囲を延在するためにアンテナに接続されていてもよい。距離Ｇは、電気導電性層６０６から検知電極６０４の表面６１４を分離している。第１の誘電体層６０２が、変形から回復するために一部の機械的な強度、弾性、およびバネ力を提供するのに十分厚い、例えば、＞１μｍ、＞３μｍ、＞５μｍ、＞１０μｍであるが、感度を提供するのに十分薄い、例えば、＜２５μｍ、＜５０μｍ、＜１５０μｍであるときに、最適な結果が得られる。第１の誘電体層６０２の誘電率が、十分高い、例えば、＞５、＞１０、＞５０、＞１００である場合、第１の誘電体層６０２は、最大１００～３００μｍ厚くてもよい。一態様では、第１の誘電体層６０２は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。
第１の誘電体層６０２は、例えば、スパッタリングまたは他の堆積／コーティングプロセスを通じて金属化されたポリマーフィルムであり得る。電気導電性層６０６が、誘電体ポリマーフィルムの機械的な特性に著しい影響を及ぼさないほど十分薄いため、金属化されたフィルムは特に有利である。電気導電性層６０６は、薄い金属層（例えば、アルミニウム箔、金箔、銅箔、金属の熱いまたは冷たい転写フィルム）を備え得、当該金属層はまた、金属層の一方の表面もしくは両方の表面上、または検知電極６０４の露出面上に誘電体コーティングを用いて使用され得る。誘電体層６０２の誘電体コーティングが、ピンホールなしの、＜１μｍ、＜３μｍ、＜５μｍ、＜１０μｍの厚さであり、検知電極６０４への接着を回避するために、べたつかないか、または表面のブロッキングになりにくいことが好ましい。検知電極６０４の表面６１４および／もしくは第１の誘電体層６０２の表面６１６、またはコーティングは、表面のブロッキングを低減するためにパターン化またはテキスチャ化され得る。
アルミニウム、金、銀、および他の金属は、電気導電性層６０６のために使用され得る。電気導電性層６０６および検知電極６０４は、導電性インクでプリントされ得る。プリントされた特徴の厚さは、近接センサ６００の感度を保つために制御される必要がある。
３．順応性を改善するためのフォーム層
図７は、本開示の少なくとも一態様に従う、順応性を提供し、参照電極７３０素子および検知電極７０４素子の両方が肌に対して同様の接点を有することを確実にするために、センサ素子（例えば、検知電極７０４および参照電極７３０）とリストバンドなどの取り付け構造７４０との間に配置されたフォーム層７３８を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサ７００を示す。検知および参照電極素子７０４、７３０と、リストバンドなどの取り付け構造７４０との間のフォーム層７３８は、順応性を提供し、検知および参照電極素子７０４、７３０の両方が肌に対して同様の接点を有することを確実にするために使用され得る。図に示すように、検知電極７０４が、第２の誘電体層７０８ａを介して第１の筐体７１０ａに接続され、参照電極７３０が、第３の誘電体層７０８ｂを介して第２の筐体７１０ｂに接続されるように、検知および参照電極素子７０４、７３０は任意選択的に、機械的に分離され得る。
バンド（または取り付け構造７４０）自体は、ＥＶＡクラフトフォーム、クリーンワイプフォーム、または医療用フォーム（例えば、３Ｍ９７７６、３Ｍ１７７２、もしくはロシダル７７３６２）などのフォームであり得る。圧縮可能で、通気性があり、および／または伸縮可能であるが、検知および参照電極７０４、７３０アレイ、ならびにフック・ループ材料、アイレットおよびバックル留め具、カムバックル、および接着剤などの異なる固定機構のための支持材料として使用するのに十分な機械的な保全性を提供する小さいセル、開放セルのフォームを使用することが有利である。機械的な保全性がより低いフォーム層７３８についての材料は、フック・ループ固定部材のために使用されるループファブリックなどの別の材料への積層によって支持され得る。フォーム層７３８および／または追加の積層材料は、伸縮性および通気性を増加させるために一部のセクションで貫通し得る。異なる周波数範囲内の機械的な刺激の影響を部分的にまたは全体的に吸収し得る粘弾性または散逸材料の１つ以上の領域／層の使用は、異なる種類の動き、振動、または環境効果から生じる信号アーチファクトの軽減を助けることが望まれ得る。当該散逸材料は、デバイスの取り付け構造７４０に組み込まれ得るか、または患者の手足または体を環境から部分的に分離する付属品として使用され得る。
全ての場合において、参照電極７３０は、（機械的な拘束を通じて）検知電極７０４の感度に影響を与えないか、または脈波形が十分な忠実度もしくは信号対ノイズでもはや検知され得ない程度にまで検知電極７０４素子と肌との間の距離を増加させないように、検知電極７０４から十分遠くに配置される必要がある。機械的な拘束の影響は、検知電極７０４素子から参照電極７３０素子を機械的におよび／または位置的に分離することによって軽減され得るが、それらが同じ大きいスケールの動きおよび環境状態を経験する十分に同様の位置に、それらを位置付けるように気を付けなければならない。機械的に分離された検知素子の場合、流体が容易に進入することを防ぐために、カバーフィルムまたはシール材料が使用され得る。
検知電極７０４は、脈波形による小さい変化、ならびにより大きい動きおよび環境誘発変化の両方を検出する。様々な態様では、検知電極７０４および参照電極７３０は各々、複数の検知素子または検知電極アレイを備え得る。一態様では、第１の誘電体層７０２は、任意の好適なポリマーで作られ得、一態様では、それはＰＥＴで作られている。図に示すように、検知電極７０４が、第２の誘電体層７０８ａを介して第１の筐体７１０ａに接続され、参照電極７３０が、第３の誘電体層７０８ｂを介して第２の筐体７１０ｂに接続されるように、検知電極７０４および参照電極７３０は機械的に分離されている。示された例では、第２の誘電体層７０８ａは、接着剤７１２ａを介して第１の筐体７１０ａに取り付けられており、第３の誘電体層７０８ｂは、接着剤７１２ｂを介して第２の筐体７１０ｂに取り付けられている。第２および第３の誘電体層７０８ａ、７０８ｂはまた、好適なポリマーで作られ得、示された態様では、例えば、１５０μｍの厚さを各々有するＰＥＴで作られている。一態様では、第２および第３の誘電体層７０８ａ、７０８ｂの各々は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。筐体７１０ａ、７１０ｂは、例えば、１００μｍ～３００μｍ、好ましくは２００μｍの厚さを各々有するＬＤＰＥで作られ得る。
薄い第１の誘電体層７０２は、電気導電性層７０６から検知電極７０４および参照電極７３０を分離しており、検知電極７０４および参照電極７３０は、接地されていなくてもよく（電子回路に接続されていなくてもよく）、接地されていてもよく、またはアンテナ範囲を延在するためにアンテナに接続されていてもよい。距離Ｇは、電気導電性層７０６から検知電極７０４の表面７１４を分離している。第１の誘電体層７０２が、変形から回復するために一部の機械的な強度、弾性、およびバネ力を提供するのに十分厚い、例えば、＞１μｍ、＞３μｍ、＞５μｍ、＞１０μｍであるが、感度を提供するのに十分薄い、例えば、＜２５μｍ、＜５０μｍ、＜１５０μｍであるときに、最適な結果が得られる。第１の誘電体層７０２の誘電率が、十分高い、例えば、＞５、＞１０、＞５０、＞１００である場合、第１の誘電体層７０２は、最大１００～３００μｍ厚くてもよい。一態様では、第１の誘電体層７０２は、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有する。
第１の誘電体層７０２は、例えば、スパッタリングまたは他の堆積／コーティングプロセスを通じて金属化されたポリマーフィルムであり得る。電気導電性層７０６が、誘電体ポリマーフィルムの機械的な特性に著しい影響を及ぼさないほど十分薄いため、金属化されたフィルムは特に有利である。電気導電性層７０６は、薄い金属層（例えば、アルミニウム箔、金箔、銅箔、金属の熱いまたは冷たい転写フィルム）を備え得、当該金属層はまた、金属層の一方の表面もしくは両方の表面上、または検知電極７０４の露出面上に誘電体コーティングを用いて使用され得る。誘電体層７０２の誘電体コーティングが、ピンホールなしの、＜１μｍ、＜３μｍ、＜５μｍ、＜１０μｍの厚さであり、検知電極７０４への接着を回避するために、べたつかないか、または表面のブロッキングになりにくいことが好ましい。検知電極７０４の表面７１４および／もしくは第１の誘電体層７０２の表面７１６、またはコーティングは、表面のブロッキングを低減するためにパターン化またはテキスチャ化され得る。
アルミニウム、金、銀、および他の金属は、電気導電性層７０６のために使用され得る。電気導電性層７０６および検知電極７０４は、導電性インクでプリントされ得る。プリントされた特徴の厚さは、近接センサ７００の感度を保つために制御される必要がある。
図８は、本開示の少なくとも一態様に従う、基板層８３８の検知電極８０４と反対側に配置された参照電極８３０を有する浮動箔構造を有する例示的な近接センサ８００を示す。一部の場合、基板層８３８の検知電極８０４と反対側に参照電極８３０を配置することが有利であり得る。これは、参照電極８３０センサが、検知電極８０４センサと同様であるが、脈信号に対して著しく低い曝露で動きを経験することを可能にする。基板層８３８は、フォーム、布、誘電体材料、導電性材料、革、プラスチック、および当該材料の組合せを含むが、これらに限定されない任意の材料で作られ得る。
検知電極８０４は、基板層８３８の一方の側に配置されており、第２の誘電体層８１８によって第１の誘電体層８０２の電気導電性層８０６から分離されている。シール層８３６（例えば、テガダーム）は、電気導電性層８０６の反対側で第１の誘電体層８０２をカバーしている。
参照電極８３０は、基板層８３８の他方の側に配置されており、第４の誘電体層８４４によって第３の誘電体層８４８の電気導電性層８４６から分離されている。参照電極８３０センサスタックは、取り付け構造８４０内に埋め込まれている。
バンド（または取り付け構造８４０）自体は、ＥＶＡクラフトフォーム、クリーンワイプフォーム、または医療用フォーム（例えば、３Ｍ９７７６、３Ｍ１７７２、もしくはロシダル７７３６２）などのフォームであり得る。圧縮可能で、通気性があり、および／または伸縮可能であるが、検知および参照電極８０４、８３０アレイ、ならびにフック・ループ材料、アイレットおよびバックル留め具、カムバックル、および接着剤などの異なる固定機構のための支持材料として使用するのに十分な機械的な保全性を提供する小さいセル、開放セルのフォームを使用することが有利である。機械的な保全性がより低い基板層８３８についての材料は、フック・ループ固定部材のために使用されるループファブリックなどの別の材料への積層によって支持され得る。基板層８３８および／または追加の積層材料は、伸縮性および通気性を増加させるために一部のセクションで貫通し得る。異なる種類の動き、振動、または環境効果から生じる信号アーチファクトの軽減に役立つよう、異なる周波数範囲内の機械的な刺激の影響を部分的にまたは全体的に吸収し得る粘弾性または散逸材料の１つ以上の領域／層の使用が望まれ得る。当該散逸材料は、デバイスの取り付け構造８４０に組み込まれ得るか、または患者の手足または体を環境から部分的に分離する付属品として使用され得る。
全ての場合において、参照電極８３０は、（機械的な拘束を通じて）検知電極８０４の感度に影響を与えないか、または脈波形が十分な忠実度もしくは信号対ノイズでもはや検知され得ない程度にまで検知電極８０４素子と肌との間の距離を増加させないように、検知電極８０４から十分遠くに配置される必要がある。機械的な拘束の影響は、検知電極８０４素子から参照電極８３０素子を機械的におよび／または位置的に分離することによって軽減され得るが、それらが同じ大きいスケールの動きおよび環境状態を経験する十分に同様の位置に、それらを位置付けるように気を付けなければならない。機械的に分離された検知素子の場合、流体が容易に進入することを防ぐために、カバーフィルムまたはシール材料８３６が使用され得る。
検知電極８０４は、脈波形による小さい変化、ならびにより大きい動きおよび環境誘発変化の両方を検出する。様々な態様では、検知電極８０４および参照電極８３０は各々、複数の検知素子または検知電極アレイを備え得る。一態様では、第１および第３の誘電体層８０２、８４８は、任意の好適なポリマーで作られ得、一態様では、それはＰＥＴで作られている。第２および第４の誘電体層８１８、８４４はまた、好適なポリマーで作られ得、示された態様では、例えば、１５０μｍの厚さを各々有するＰＥＴで作られている。
薄い第１および第３の誘電体層８０２、８４８は、それぞれの電気導電性層８０６、８４６から検知電極８０４および参照電極８３０を分離しており、検知電極８０４および参照電極８３０は、接地されていなくてもよく（電子回路に接続されていなくてもよく）、接地されていてもよく、またはアンテナ範囲を延在するためにアンテナに接続されていてもよい。距離Ｇ１は、電気導電性層８０６から検知電極８０４の表面８１４を分離している。距離Ｇ２は、電気導電性層８４６から参照電極８３０の表面８４２を分離している。第１および第３の誘電体層８０２、８４８が、変形から回復するために一部の機械的な強度、弾性、およびバネ力を提供するのに十分厚い、例えば、＞１μｍ、＞３μｍ、＞５μｍ、＞１０μｍであるが、感度を提供するのに十分薄い、例えば、＜２５μｍ、＜５０μｍ、＜１５０μｍであるときに、最適な結果が得られる。第１および第３の誘電体層８０２、８４８の誘電率が、十分高い、例えば、＞５、＞１０、＞５０、＞１００である場合、第１および第３の誘電体層８０２、８４８は、最大１００～３００μｍ厚くてもよい。一態様では、第１および第３の誘電体層８０２、８４６は各々、最大１５０μｍ、好ましくは最大５０μｍ、より好ましくは１μｍ～２５μｍの厚さを有し得る。
第１および第３の誘電体層８０２、８４８は、例えば、スパッタリングまたは他の堆積／コーティングプロセスを通じて金属化されたポリマーフィルムで作られ得る。電気導電性層８０６、８４６が、誘電体ポリマーフィルムの機械的な特性に著しい影響を及ぼさないほど十分薄いため、金属化されたフィルムは特に有利である。電気導電性層８０６、８４６は、薄い金属層（例えば、アルミニウム箔、金箔、銅箔、金属の熱いまたは冷たい転写フィルム）を備え得、当該金属層はまた、金属層の一方の表面もしくは両方の表面上、または検知もしくは参照電極８０４、８３０の露出面上に誘電体コーティングを用いて使用され得る。誘電体層７０２の誘電体コーティングが、ピンホールなしの、＜１μｍ、＜３μｍ、＜５μｍ、＜１０μｍの厚さであり、検知または参照電極８０４、８３０への接着を回避するために、べたつかないか、または表面のブロッキングになりにくいことが好ましい。検知および参照電極８０４、８３０の表面８１４、８４２ならびに／もしくは第２および第４の誘電体層８１８、８４４の表面８１６、８５０、またはコーティングは、表面のブロッキングを低減するためにパターン化またはテキスチャ化され得る。
アルミニウム、金、銀、および他の金属は、電気導電性層８０６、８４６の導電性コーティングのために使用され得る。電気導電性層８０６、８４６の導電性コーティングおよび検知または参照電極８０４、８３０は、導電性インクでプリントされ得る。プリントされた特徴の厚さは、近接センサ８００の感度を保つために制御される必要がある。
４．材料選択
センサ取り付け：図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００のセンサアレイを肌に固定するためのバンド、パッチ、または他の方法で複数の材料が使用され得る。材料は、快適で使用を容易にするために、フレキシブルであってもよく、薄くてもよく、わずかに弾性または伸縮可能であってもよく、任意選択的に多少通気性（半透過性または半閉塞性）であってもよく、耐水であってもよい。一部の好ましい材料には、自着性包帯材料（例えば、３Ｍコーバン）、医療用テープ（例えば、３Ｍマイクロフォームサージカルテープ）、キネシオロジーテープ（例えば、ロックテープまたはセラバンド）、ＥＶＡフォーム、クリーンワイプフォーム（例えば、フォームテッククリーンワイプ）、乳児ＩＤバンド（例えば、ＰＤＣプレシジョン新生児バンドまたはＧＢＳ ＥａｓｙＩＤバンド）用などのフォーム、医療用フォーム（例えば、３Ｍ９７７６）、シリコン、ポリウレタン、スチレンコポリマー、アクリルコポリマー、フッ化コポリマー、ポリオレフィン、エチレン酢酸ビニル、ネオプレン、ＰＶＣ、ならびに同様の熱可塑性および熱硬化性エラストマーが含まれる。材料は、伸縮性もしくは通気性のためにテキスチャおよび／もしくは切り抜きもしくは貫通がある、もしくはそれらがない固体材料もしくはフォーム、もしくは織布もしくは不織布、またはこれらの組合せ（例えば、積層もしくは接着／接続／縫製セクション）（例えば、ゴアテックスファブリック、ネクスケア包帯、テガダームドレッシング、グラッドプレスンシールラップ）であり得る。体部分の周囲または肌上にバンドを固定するために、当該材料は、自着性であり得るか、もしくは粘着性のある有効表面を有し得るか、またはフック・ループ材料（例えば、ベルクロ（登録商標））、（シリコン、アクリレート、ポリウレタンを含む）接着剤、時計バンドタイプのバックルもしくは留め具を有するセクションを使用し得る。肌に対するセンサアレイの動きを最小化するために、粘着性のある表面を有する材料（例えば、シリコンもしくはＦａｂｒｉｆｏａｍ）、キネシオロジーテープ（例えば、ロックテープもしくはキネシオテープ）などの接着剤で支持された材料、またはナノ構造の乾燥接着表面（例えば、Ｓｅｔｅｘ）が使用され得る。金属、革、シリコン、ポリウレタン、および他のポリマー材料の市販の時計バンドも、より長い期間の使用のために使用されてきた。ラテックスフリーおよびニッケルフリーの材料は、アレルギー反応または肌の炎症を回避するのに好ましい。
図９は、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００などの浮動箔構造を有する近接センサについての例示的な取り付け構造９００の１つの図を示す。ここで、取り付け構造は、本開示の少なくとも一態様に従う、センサアレイを肌に固定するためのバンド、パッチ、または他の方法で使用される複数の材料を含む。
図１０は、本開示の少なくとも一態様に従う、断面線１０－１０に沿って取られた、図９に示す例示的な取り付け構造９００の断面図を示す。
図１１は、本開示の少なくとも一態様に従う、線１１に沿って取られた、図１０に示す例示的な取り付け構造９００の断面図の詳細図を示す。
ここで、図９～図１１を参照すると、センサアセンブリは、製造プロセスを単純化するために、バンドの組立前に、例えばダイカットステッカーとして一緒に積層され得る材料層を備え得る。接着剤がパッチの外周でのみ適用され、パッチの中心の材料の一部または全てが独立で移動することが可能であるこのステッカーを生成するために、異なる材料のパッチの島状の積層を使用することが有利であり得る。取り付け構造９００は、３つの材料９０２～９０６と、接着側９０８と、金属化側９１０と、を含む。
一例では、第１の材料９０２は、＜５μｍの厚さのＰＥＴフィルムであり得、第２の材料９０４は、金属化側９１０にアルミニウムで金属化された～１２μｍの厚さのＰＥＴフィルムであり得、第３の材料９０６は、一方の接着側９０８に接着剤を有する～２５μｍの全体の厚さのポリウレタンフィルムであり得る。第２の材料９０４のパッチは、第３の材料９０６のパッチに接着され得る。次いで、第１の材料９０２のより大きいパッチは、図９～図１１に示すように第２の材料９０４のパッチの外周に接着されるように、第２および第３の材料９０４、９０６の複合物に積層され得る。
別の例では、接着剤は、第２の材料９０４上にパッチエリアの外周を画定するパターンとして接着側９０８にプリントされ得る。次いで、第１の材料９０２が、第２の材料９０４上に積層される。次いで、第１および第２の材料９０２、９０４の複合物がダイカット、レーザーカット、または他の方法で単体化され、その結果、それは次いで、第３の材料９０６上に島状に積層され得る。
例示的な組立プロセス使用は、以下を含み得る。（１）例えば、積層された医療用フォームおよびループ材料によって製造されたバンド、またはＰＤＣもしくはＧＢＳのバンドなどの予め作られた識別バンドにスリットを作り、このスリットを通じてセンサアレイについてのセンサフレックス回路を挿入する。センサフレックス回路は任意選択的に、バンドに接着され、（２）ステッカーを使用して、センサフレックス回路を所定の場所に保持およびシールし、（３）電子機器をフレックス回路に接続する。
図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００についての電子機器またはセンサパッケージは、再使用可能な電子機器またはセンサ素子についての使い捨てのパッケージとしても使用され得る、接着またはブロッキング（自着性）表面を有するフィルム（例えば、ポリオレフィンパッキングテープ、テガダームドレッシング、グラッドプレスンシールラップ、シリコン、またはポリウレタンフィルム）を備え得る。当該材料は、電子機器、バッテリ／電源、および／またはセンサアレイの周囲に巻き付けられ得、接着剤、両面テープもしくはフック・ループ材料、スナップ、または他の低コストで低背の取り付け方法で、バンドまたはパッチに取り付けられ得る。
別の態様では、成形ケースまたはクラムシェル筐体が採用され得、それは、プレスフィット閉鎖、またはスナップフィットで可逆的にシールされ得る。これらについての好適な材料には、シリコン、ポリウレタン、ポリオレフィン、アクリレート、ポリエステル、ＰＥＴＧ、ＥＶＡ、およびコポリマー、ならびに当該材料の混合が含まれる。筐体を製造するために、真空成形もしくは熱成形、射出成形、回転成形、ブロー成形、または反応射出成形が使用され得る。
電子モジュールとセンサ／電極リード線との間に再係合可能な接点が提供され得る。一態様では、弾性圧縮可能な再係合可能な接点のために、プリント導電性エラストマーバンプが提供され得る。
一態様では、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００についての電子機器および／またはバッテリ／電源の一部または全てが、センサアレイとは分離したモジュールまたは「ぺブル（ｐｅｂｂｌｅ）」でパッケージ化されている。電子モジュールは、カプセル化され得るか、またはシールされ得る。センサアレイと、電子モジュールおよび／またはバッテリ／電源との間の電気接点を確立するために、使用するのが容易で低コストである構成要素を電気的に接続するための構造を使用することが有利であり得る。１つの当該方法は、センサアレイのリード線上にエラストマー接続点をプリント、ステンシル、または成形することを含む。材料は、エラストマー導電性ポリマー配合物、または炭素もしくは金属充填のポリマー複合物、例えば、ポリマーはんだバンプで使用される導電性インクであり得る。高背の構造、好ましくは、＞０．２５ｍｍ、＞０．５ｍｍ、＞１ｍｍの高さを生成するために迅速に硬化し得るチキソロピー材料を使用することが有利であり得る。高背の構造を生成するために、３－ｄまたはエアロゾルジェットプリンタも使用され得る。少量の圧縮力で、電子モジュール上の導電性パッドをセンサ電極リード線上の導電性バンプと接触させる際に、ある程度の変形を可能にするために、多少、適合性があり、エラストマーであり、有効な圧縮永久ひずみを示さない材料が好ましい。１つの当該材料は、空気駆動の接着剤またははんだペーストディスペンサで分配され得る、スリーボンドＴＢ３３３３Ｅ銀充填シリコンである。
図１２は、本開示の少なくとも一態様に従う、電子モジュール１００４と、弾性圧縮可能な再係合可能な接点１００２を形成するためにプリント導電性エラストマー導電性バンプ１０１４を有するセンサ／電極リード線１００６との間の再係合可能な接点１００２を備える例示的な近接センサ１０００を示す。近接センサ１０００は、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００のうちのいずれか１つを表す。再係合可能な接点１００２は、近接センサ１０００を支持するセンサ素子基板１００８上のセンサ／電極リード線１００６を電子モジュール１００４上に配置された導電性パッド１０１０に電気的に接続する。一態様では、再係合可能な接点１００２のエラストマー導電性バンプ１０１４は、図１３と関連する以下のプロセス説明によれば、チキソロピーエラストマー導電性インクで形成されている。
図１３は、本開示の少なくとも一態様に従う、弾性圧縮可能な再係合可能な接点のために図１２、図１４、および図１５に示す導電性エラストマーバンプ１００２をプリントする例示的な方法１１００を示す。図１２および図１３を参照すると、方法１１００は、基板１００８上のセンサ素子電極、リード線１００６、および接続点について導電性インク１０１４をプリントすること１１０２を含む。任意選択的に、方法１１００は、接続点をエンボス加工すること１１０４を含む。方法１１００は、エンボス加工された接続点の上に導電性インク１０１４をプリントすること１１０６を含む。再使用可能な電子モジュール１００４のために、導電性パッド１０１０が、各々の使用の後に洗浄を容易にするために電子モジュール１００４の表面に対してシールされることが望ましい。
図１２も参照すると、図１４は、本開示の少なくとも一態様に従う、電子モジュール１００４に対して押し付けられる電極リード線１００６上にプリントされた導電性エラストマーバンプ１００２の例を示す。
図１２～図１４を参照すると、トレイまたはクラムシェルでのボスなどの特徴は、電子モジュール１００４上の導電性パッド１０１０でエラストマー導電性バンプ１００２を変形させ、センサ素子基板１００８と電子モジュール１００４との間の電気接点を達成するのに十分な圧力を提供して、電子モジュール１００４またはプリント回路基板を所定の場所に保持するために使用され得る。
依然、図１２～図１４を参照すると、一態様では、導電性エラストマーバンプ１００２は代替的に、電子モジュール１００４上に導電性インク１０１４でプリントされ得、電極リード線１００６に対して押し付けられ得る。これは、導電性エラストマーバンプ１００２が複数の使用に十分強固でない場合があるため、再使用可能な電子機器が複数回、電極リード線１００６に接合される必要がある用途についてあまり適切ではない場合がある。
図１５は、本開示の少なくとも一態様に従う、近接センサ１２００の検知／参照電極を支持するセンサ素子基板１２０８に構造１２１４をエンボス加工することによって製造された導電性エラストマーバンプ１２０２を備える例示的な近接センサ１２００を示す。近接センサ１２００は、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００を表す。導電性バンプ１２０２はまた、図１３と関連して記載されるように、電極を支持するセンサ素子基板１２０８に構造１２１４をエンボス加工することによって製造され得る。
図１３および図１５を参照すると、電極リード線１２０６は、エンボス加工された構造１２１４上に配置され、次いで、導電性インク１０１４でオーバープリントされる。電極リード線１２０６は任意選択的に、接続点をエンボス加工する（１１０４）前にセンサ素子基板１２０８上に形成され得る。電極リード線１２０６での伝導性のロスを最小化するために、電極リード線１２０６のエリアの周囲の領域をエンボス加工すること（１１０４）（すなわち、電極リード線１２０６の周囲で平坦な台地をエンボス加工すること）が有利であり得る。電極リード線１２０６を形成する導電性材料をエンボス加工すること（１１０４）が必要な事象では、電極リード線１２０６での伝導性のロスを最小化するために、エンボス加工された構造１２１２の傾斜を最小化することが有利である。例えば、電極リード線１２０６の側に沿って急な壁を提供することが可能であるが、電極リード線１２０６全体をエンボス加工する（１１０４）ときに、エンボス加工された構造１２１２の変形された領域に緩やかな傾斜を提供することが最善である。導電性エラストマーバンプ１２０２は、電子モジュール１２０４上に配置された導電性パッド１２１０に電気的に接触する。
図１６は、本開示の少なくとも一態様に従う、電気リード線１３０６を機械的に変形させることによって製造された導電性の特徴１３０２を備える例示的な近接センサ１３００の部分的な図を示す。機械的に変形された電極リード線１３０６は、センサ素子基板１３０８の上に配置されている。近接センサ１３００は、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００のうちのいずれか１つを表す。電子モジュール１３０４と近接センサ１３００のセンサアレイとの間の低コストの接続を提供する別の方法は、電気リード線１３０６を、成形エラストマー部または１つのフォームなどの適合スペーサ１３１６で支持することによって機械的に変形させることを含む。当該適合スペーサ１３１６は任意選択的に、電極リード線１３０６と電子モジュール１３０４上の導電性パッド１３１０との間の接触エリアを制御するために、変形された電極リード線１３０６の曲率を最適化するような形状である。さらに、導電性の特徴１３０２によって形成される接触点の周囲で適合スペーサ１３１６などの支持フレームを提供することはまた、接触エリアの制御の支援を改善し得る。
図１７は、本開示の少なくとも一態様に従う、図１６に示すように電気リード線１３０６を機械的に変形させることによって、電子モジュール１３０４とセンサアレイとの間の接続を形成する例示的な方法１４００を示す。ここで、図１６および図１７を参照すると、一態様では、方法１４００は、センサ素子電極、リード線１３０６、および接続点について導電性インクをプリントすること１４０２を含む。任意選択的に、方法１４００は、接続点を有する領域を形作ること１４０４を含む。また、任意選択的に、方法１４００は、接続点を機械的に分離すること１４０６を含む。方法１４００は、適合スペーサ１３１６などの成形／適合またはフォーム基板で接続点を支持すること１４０８をさらに含む。
図１８は、本開示の少なくとも一態様に従う、適合性を改善して電極リード線のアレイ１５０４で機械的に分離された個々の電極リード線１５０２を有する図１７に記載の方法１４００によって形成された例示的なコネクタ１５００を示す。この構成は、電極リード線のアレイ内の個々の電極リード線１５０２の適合性を改善して、それらを機械的に分離し得る。
図１９は、本開示の少なくとも一態様に従う、フォームまたは他のスペーサ材料１６０４で支持および変形された機械的に剛性のスプリングフィンガー１６０２を有する図１７に記載の方法によって形成された例示的なコネクタ１６００を示す。追加の機械的に剛性のスプリングフィンガー１６０２は、フォームまたは他のスペーサ材料１６０４で任意選択的に支持および／または変形された、より適合性のある電極の代わりに使用され得る。コネクタ１５００、１６００は、電子機器を所定の場所に保持するためにベゼルまたは容器に、インサート成形もしくはプレスフィットされ得るか、または他の方法で組み込まれ得る。
図２０は、本開示の少なくとも一態様に従う、図１９に示すコネクタ１６００と共に使用される電子モジュール１７０２の筐体１７０４上に形成された接合接点１７０２を有する例示的な電子モジュール１７００を示す。代替的な態様では、スプリングフィンガー１６０２は、電極リード線に対して押し付ける電子モジュール１７０２上で採用され得る。

システム構成
図７および図８に示す取り付け構造７４０、８４０はそれぞれ、バンド、パッチ、または他の好適な構造の形態で実装され得る。バンドは、橈骨、上腕、脛骨、背、および／または大腿の脈点に適合させるように調整可能なサイズであり得る。パッチは、頸動脈、側頭、手または指の上、耳の後ろなどのバンドの適用が難しい場合がある他の脈点に適用され得る。バンドおよびパッチ材料は、自着性包帯材料（例えば、３Ｍコーバン）、ＥＶＡ、シリコン、ポリウレタン、スチレンコポリマー、オレフィンコポリマー、伸縮可能なフック・ループ材料（例えば、３Ｍ Ｖｅｌｓｔｒａｐ）、フォーム、ドレッシング材料（例えば、３Ｍテガダーム）、およびファブリックなどの材料を使用して多少伸縮可能であり得る。センサはまた、革、ビニル、金属メッシュ、ナイロンメッシュ、ファブリック、フック・ループストラップ（例えば、３Ｍベルクロ）、および他の典型的な時計バンド材料などの伸縮性が低い材料で製造されたバンドに組み込まれ得る。バンドは、フック・ループ閉鎖、バックル、スナップ、マグネット、および多くの場合時計バンドで使用される他の固定方法で固定され得る。
図１～図８に示す検知電極１１４、２１４、３１４、４１４、５１４、６１４、７１４、８１４および／または図５～図８に示す参照電極５３０、６３０、７３０、８３０を備えるセンサ素子は、バンドおよび／またはパッチなどの取り付け構造７４０、８４０の上に位置し得、その結果、それらは、脈点の近傍に配置され得る。センサ素子のアレイは、使用を容易にするための位置公差のレベルを提供するために使用され得る。センサ素子は、脈点に対する位置公差を改善するためにファンアウトに配置され得る。背および脛骨の場所または橈骨および尺骨の場所などの複数の脈点を同時に拾うためにバンドの長さに沿ってセンサ素子を分配することが有利であり得る。センサ素子は、個々にまたはペアで位置し得る。それらは、単一で、またはベースライン補正のために他方から一方を減ずるか、もしくはより優れた感度およびノイズ排除のために（例えば、ＴＩ ＦＤＣ２２１４の手法で）ＬＣタンク回路の２つのレグとして差動モードで動作し得る。
センサ素子は、アスペクト比＞１の寸法を有し得、長軸は、より十分な接続およびより高い信号のために動脈の方向と平行に、またはより優れた位置公差のために動脈と垂直に配向され得る。位置公差および信号品質のバランスをとるために、５～３０ｍｍの長さおよび０．２５ｍｍ～２ｍｍの幅が有利であり得る。異なる素子または素子のペアは、異なる配向を有し得る。センサ素子のペア間の距離が、製造プロセスの限界まで最小化されることが有利であり得、差動モードで信号品質を改善するために、０．５ｍｍ未満の素子間の距離が有利であり得る。センサ素子についての検知および／または参照電極は、整列を容易にするために電子機器への接続で展開され得る。
図２１は、本開示の少なくとも一態様に従う、バンド１８５２および電子モジュール１８５６を備える例示的なセンサバンド１８００を示す。バンド１８５２は、橈骨、上腕、脛骨、背、および／または大腿の脈点に適合させるように調整可能なサイズで大人用に構成されている。バンド１８５２は、低背のループファブリック１８６８に固定される低背のフック１８６６固定部材を使用して大人に調整可能に固定され得る。電子モジュール１８５６（「ぺブル」）はシールされているか、または部分的にシールされており、バンド１８５２の反対側に配置されたバッテリ１８７２および１つ以上の近接センサに電気的に接続された電子回路１８５４を備える。一態様では、電子回路１８５４およびバッテリ１８７２は再使用可能であり得、近接センサおよびバンド１８５２は使い捨てである。再使用可能な電子回路１８５４および使い捨ての近接センサ１８７２は、トレイ１８５８およびカバー１８６４筐体にスナップフィットする。電子モジュール１８５６は、既知の固定方法を通じてバンド１８５２に固定されたシェル１８７０内に受け入れられる。再使用可能な電子回路１８５４およびバッテリ１８７２は、トレイ１８５８およびカバー１８６４内にスナップフィットする。電子モジュール１８５６（「ぺブル」）の表面設計は、抗菌ワイプでの洗浄を容易にするために実質的に滑らかであり得る。バンド１８５２上の近接センサは、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００のうちのいずれか１つ以上として構成され得る。
カプセル化は、オーバーモールディング、インサート成形、ポッティング、または鋳造を通じてもたらされ得る。トレイ１８０８についての材料には、シリコン、ポリウレタン、スチレンコポリマー、オレフィンコポリマー、ＡＢＳ、ＰＥＴ、ポリオレフィン、ナイロン、ポリカーボネート、ＰＥＴＧが含まれる。電子モジュール１８５６の複数部品のケースは、再使用可能な電子回路１８５４および使い捨ての近接センサ１８７２の周囲で組み立てられ、スナップフィット、接着剤、熱溶接、または他の既知の固定方法などの固定部材１８６２を通じてカバー１８６４に固定され、使用され得る。
導電性リード線またはビアは、センサ電極への接続を作るために（例えば、インサート成形を通じて）シェル１８６０に組み込まれ得る。代替的に、センサ電極リード線は、シェル１８６０での成形された特徴によって整列を容易にして、側壁でのスロットを通じて、またはシェル１８６０の底部を通じてシェル１８６０内に供給され得る。整列を助け、シェル１８６０と電子モジュール１８５６（「ぺブル」）との間の接続を固定するためにマグネットが使用され得る。大人用に構成されたバンド１８５２を備える近接センサ１８００の概略断面図が、図２２と関連して以下に記載される。
図２２は、本開示の少なくとも一態様に従う、図２１に示す大人用のバンド１８５２および電子モジュール１８５６を備えるセンサバンド１８００の概略断面図を示す。図２１と関連して記載されるように、バンド１８５２は、大人用のサイズで構成されている。ここで、図２１および図２２の両方を参照すると、センサバンド１８００は、バンド１８５２に固定され、且つシール層１８３６によってカバーされた使い捨ての近接センサ１８７２を備える。シール層１８３６は、バンド１８５２および第１の誘電体層１８０２に取り付けるための接着剤１８３７を備える。バンド１８５２は、制御された不変の圧縮を提供し、且つ全ての体の外形に順応する軽量の粘着性ゴムで形成され得る。縦方向に配置された不織材料および弾性繊維の積層は、優れた弾性を提供する。バンド１９５２材料は、ピン、クリップ、またはテープを使用することなくそれ自体で接着する。一態様では、バンド１８５２は、コーバンとして当該産業で既知の材料で作られ得る。
使い捨ての近接センサ１８７２は、検知電極１８０４に接続された電気導電性層１８０６を備える第１の誘電体層１８０２を備える。検知電極１８０４は、感圧接着剤１８７４（ＰＳＡ）によってバンド１８５２に固定され、且つ電子モジュール１８５６を受け入れるように構成されたシェル１８６０に配置された導電性バンプ１８７６に電気的に接続されている。検知電極１８０４は、電子モジュール１８５６に電気的に接続するために使い捨ての近接センサ１８７２からシェル１８６０に延在するフレキシブルフラットケーブル１８２６（ＦＦＣ）として図２２に示すコネクタによって、導電性バンプ１８７６に電気的に接続されている。第２の誘電体層１８０６は、検知電極１８０４と第１の誘電体層１８０２との間に配置されている。接着剤を有する第３の誘電体層１８０８は、一方の側でＦＦＣ１８２６に取り付けられており、別の接着層１８１２によって他方の側でバンド１８５２に取り付けられている。したがって、検知電極１８０４は、電子モジュール１８５６に電気的に接続されている。
一態様では、シール層１８３６は、テガダームとして当該産業で既知の接着層１８３７を有する２５μｍのポリウレタン層であり得る。一態様では、第１の誘電体層１８０２は、アルミニウム（ＡＬ）電気導電性層１８０６を有する１２μｍのＰＥＴ層であり得る。一態様では、第２の誘電体層１８０６は、２．５μｍのＰＥＴであり得る。一態様では、第３の誘電体層１８０８は、アクリル接着剤を有する２５μｍのポリプロピレンであり得る。接着層１８１２は、１２μｍの極薄アクリル転写テープである。一態様では、バンド１８５２の長さは、～９インチであり、それは、大人の着用者用のサイズである。このセクションで提供される例示的な寸法に関わらず、例えば、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００と関連して本明細書に記載される寸法に従って、近接センサ１８７２の様々な誘電体層の寸法が選択され得る。
図２３は、本開示の少なくとも一態様に従う、バンド１９５２および電子モジュール１９５６を備える例示的なセンサバンド１９００を示す。バンド１９５２は、本開示の少なくとも一態様に従って、橈骨、上腕、脛骨、背、および／または大腿の脈点に適合させるように調整可能なサイズで乳児用に構成されている。電子モジュール１９５６は、完全にシールされていなくてもよく、使い捨てのフィルムで包まれ得るか、またはクラムシェル筐体に入れられ得る。クラムシェル筐体は、シリコン、ポリウレタン、スチレンコポリマー、オレフィンコポリマー、ポリオレフィン、もしくはＥＶＡなどの柔らかいエラストマー材料、またはＰＥＴＧ、ＰＥＴ、ナイロン、ポリカーボネート、もしくはＡＢＳなどのより剛性の材料で成形され得る。クラムシェル筐体は、摩擦嵌合および／もしくはボスで一時的に閉じられ得るか、または接着剤もしくは熱ステーキングで永久に閉じられ得る。クラムシェル筐体はまた、接着剤もしくは熱溶接でバンド１９５２に永久に取り付けられ得るか、またはフック・ループ固定材料で一時的に取り付けられ得る。電子モジュール（図示せず）と反対側にバンド１９５２上に配置された近接センサは、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００のうちのいずれか１つ以上として構成され得る。
電子モジュール１９５６は、電子回路１９５４と、バッテリ１９７２と、を備える。電極リード線１９５８は、バンド１９５２の反対側で近接センサに接続されており、クラムシェル筐体での成形された特徴によって整列を容易にして、側壁で画定されるスロットを通じて、クラムシェル筐体の蓋および底部間のギャップで、またはクラムシェル筐体の底部を通じて、電子モジュール１９５６のクラムシェル筐体内に供給され得る。クラムシェル筐体内で電子回路１９５４を固定し、電極リード線１９５８と電子回路１９５４との間の電気接点を維持するのに十分なバネ力を提供するためにボスが使用され得る。整列を助け、クラムシェル筐体での電極と電子回路との間の接続を固定するためにマグネットが使用され得る。
導電性材料は、バンド１９５２、トレイ／クラムシェル筐体、および／または近接センサ構造に組み込まれ得、それは、無線性能を改善するために接地面または電子回路１９５４上のアンテナに電気的に接続されている。乳児用に構成されたバンド１９５２を備えるセンサバンド１９００の概略断面図が、図２４と関連して以下に記載される。
図２４は、本開示の少なくとも一態様に従う、図２３に示す乳児用のバンド１９５２および電子モジュール１９５６を備えるセンサバンド１９００の概略断面図を示す。図２３と関連して記載されるように、バンド１９５２は、乳児用のサイズで構成されている。ここで、図２３および図２４の両方を参照すると、センサバンド１９００は、バンド１９５２に固定され、且つシール層１９３６によってカバーされた使い捨ての近接センサ１９７５を備える。シール層１９３６は、バンド１９５２および第１の誘電体層１９０２に取り付けるための接着剤１９３７を備える。バンド１９５２は、新生児フォーム１９８０の上に配置された低背のループファブリック１９７８で形成され得る。
使い捨ての近接センサ１９７５は、検知電極１９０４に接続された電気導電性層１９０６を備える第１の誘電体層１９０２を備える。検知電極１９０４は、接着剤を有する強烈なフック材料１９７４によってバンド１９５２に固定され、且つ電子モジュール１９５６を受け入れるように構成されたシェル１９６０に配置された導電性バンプ１９７６に電気的に接続されている。検知電極１９０４は、電子モジュール１９５６に電気的に接続するために使い捨ての近接センサ１９７５からシェル１９６０に延在するフレキシブルフラットケーブル１９２６（ＦＦＣ）として図２３に示すコネクタによって、導電性バンプ１９７６に電気的に接続されている。第２の誘電体層１９０６は、検知電極１９０４と第１の誘電体層１９０２との間に配置されている。接着剤を有する第３の誘電体層１９０８は、一方の側でＦＦＣ１９２６に取り付けられており、別の接着層１９１２によって他方の側でバンド１９５２の新生児フォーム１９８０に取り付けられている。したがって、検知電極１９０４は、電子モジュール１９５６に電気的に接続されている。
一態様では、シール層１９３６は、テガダームとして当該産業で既知の接着層１９３７を有する２５μｍのポリウレタン層であり得る。一態様では、第１の誘電体層１９０２は、アルミニウム（ＡＬ）電気導電性層１９０６を有する１２μｍのＰＥＴ層であり得る。一態様では、第２の誘電体層１９０６は、２．５μｍのＰＥＴであり得る。一態様では、第３の誘電体層１９０８は、アクリル接着剤を有する２５μｍのポリプロピレンであり得る。接着層１９１２は、１２μｍの極薄アクリル転写テープである。一態様では、バンド１９５２の長さは、～（６～８）インチであり、それは、乳児の着用者用のサイズである。このセクションで提供される例示的な寸法に関わらず、例えば、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００と関連して本明細書に記載される寸法に従って、近接センサ１９７５の様々な誘電体層の寸法が選択され得る。
図２５は、本開示の少なくとも一態様に従う、図１～図２４と関連して本明細書に記載されるセンサバンドおよび近接センサを採用するシステム２０００を示す。概して、システム２０００は、近接センサ回路によって受信される信号を処理し、且つ当該信号を、ベッドのそばのモニタによって直接的に読み取られ得るアナログ信号に変換して動脈ラインの変換をエミュレートする回路を備える。
システム２０００は、データ受信機２００４と通信し、任意選択的にデータモニタインターフェース２００６と通信するセンサバンド２００２を備える。センサバンド２０００は、図２１～図２４と関連して記載されるセンサバンド１８００、１９００を表す。センサバンド２００２は、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００のうちのいずれか１つを使用して、患者の体から信号を検出するためのセンサ回路モジュール２００８（例えば、プリント回路基板アセンブリ（ＰＣＢＡ）およびファームウェア）を備える。一態様では、近接センサによって検出される信号は、例えば、血圧を含む１つ以上の生理的パラメータを表す脈波形である。一態様では、センサバンド回路モジュール２００８は、本明細書に以下で図２８に記載されるように、センサ回路４３２４と、変換回路４３２６と、を備える。センサバンド回路モジュール２００８は、例えば、データ受信機２００４の受信機回路モジュール２０１２部に、ブルートゥース・ロー・エナジー（ＢＬＥ）などの無線通信規格を介してペアリング、認証、およびセンサデータを提供する（２０２６）。受信機回路モジュール２０１２は、センサ回路モジュール２００８にペアリング認証を提供する（２０２８）。センサ回路モジュール２００８はまた、電力および通信状態を提供し（２０２４）、信号対ノイズ比を計算する（２０１０）。
データ受信機２００４は、センサバンド２００２回路モジュール２００８から受信される信号を処理するためのハードウェアおよびソフトウェアを含む回路モジュール２０１２を備える。一態様では、受信機回路モジュール２０１２は、本明細書に以下で図２８に記載されるように、電気信号検知回路４３２７と、通信回路４３３０と、を備える。回路モジュール２０１２はまた、センサバンド２００２回路モジュール２００８にペアリング認証を提供する（２０２８）。受信機回路モジュール２０１２は、信号品質を格付けするためにニューラルネットワークアルゴリズムを実行し（２０１６）、信号フィルタリングを提供する。受信機回路モジュール２０１２はまた、センサバンド２００２回路モジュール２００８から受信されるセンサデータから血圧（ＢＰ）などの生理的パラメータおよび他の生理的パラメータを抽出するために、機械学習アルゴリズム２０１８を実行する。受信機回路モジュール２０１２は、電力状態、通信状態、リアルタイム波形、およびＢＰなどの生理的パラメータを提供する（２０３０）ために、ユーザインターフェース２０１４に接続されている。ユーザインターフェース２０１４は、受信機回路モジュール２０１２によってニューラルネットワークおよび機械学習アルゴリズム内で使用するために、人口統計データ、ペアリングコマンド、およびデータ品質インジケータを受信する（２０３２）。
任意選択的なデータモニタインターフェース２００６は、受信機回路モジュール２０１２から情報を受信するように構成されたデータモニタ回路モジュール２０２０を備える。データモニタ回路モジュール２０２０は、受信機回路モジュール２０１２から受信されるデジタルデータ入力を、ベッドのそばのモニタに好適なアナログデータ出力２０３４に変換する（２０２２）。
データは、近接センサおよびセンサバンド２００２から、標準プロトコル、例えばブルートゥース（登録商標）を通じたモバイルデバイスとしての実装であり得るデータ受信機２００４に無線で転送され得る。データは、伝送効率を改善するために、バースト、または可変のパケットサイズ、例えばＤＬＥでキャッシュされ送信され得る。データはまた、センサバンド電子モジュール２００８で、またはデータ受信機２００４（例えば、モバイルデバイス）上で、ローカルに保存されて、後ほど後処理され得る。
データは、センサバンド電子モジュール２００８によって、またはデータ受信機２００４（例えば、モバイルデバイス）上で、フーリエ解析および／またはバンドパスフィルタを用いて前処理され得る。データの品質を格付けし、センサデータストリームを選択して、最善のチャネルのみを受信デバイスに伝送するために、ＳＮＲが使用され得る。センサバンド２００２での加速度計または参照センサデータは、具体的な活動を識別および／または定量化するために使用され得、さらなる解析のために使用されないようにフラグ立てまたは除外されるべきであるノイズデータ（例えば、モーションアーチファクト）を識別するためにも使用され得る。
データは、センサバンド電子モジュール２００８上でローカルに、データ受信機２００４（例えば、モバイルデバイス／基地局）上で、またはクラウドで、関連情報、例えば、信号品質、血圧、脈高、心拍数、ＢＰ、および心拍数（ＨＲ）変動などの血行動態パラメータ、トレンド、および事象の確率を抽出するために処理され得る。
ブルートゥース無線のバンドペアリングを確保するための方法は、伝送モジュール２００８から受信モジュール２０１２にキーを通すために誘導充電システムのデータチャネルを使用することを含み、伝送および受信デバイス２００２、２００４を確実にペアリングすることが可能である。これは、バンド内ペアリングの安全懸念を除去し、手動のペアリングの複雑性を除去し、ペアリングプロセスを自動化し、追加のハードウェアを必要とせず、ペアリングプロセスを管理するためのソフトウェアルーチンのみを必要とする。この技術は、無線周波数電力供給などの他の非接触充電方法、または接触ピンなどの接触ベースの充電手段に適用され得る。
誘導充電エネルギー遮蔽のための方法は、誘導充電システムが、データ受信機２００２上の電子機器を電磁エネルギーに曝し得る、接続された電磁伝送－受信システムに依存することを含む。このエネルギーは、受信プリント回路基板アセンブリ（ＰＣＢＡ）電子モジュール２０１２で渦電流をもたらし得、それは次いで、ＰＣＢＡで熱を生成し得る。この問題に対処する１つの方法は、受信コイルとその後ろのＰＣＢＡとの間に薄いフェライトシートを取り付けることによって、電磁エネルギーから受信ＰＣＢＡを遮蔽することである。
追加の近接センサ回路および関連の検知方法は、国際出願公開第ＷＯ２０１７／１７２９７８Ａ１号で開示されており、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。参照の国際出願公開第ＷＯ２０１７／１７２９７８Ａ１号の一部は、便宜のために、本明細書に以下で再現される。
様々な態様のうちの（複数）態様は、ユーザの血行動態の変化（または脈波形）を検知するための図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００および関連の検知方法を対象とする。
特定の例示的な態様では、本開示の態様は、測定される表面の近くに／その表面上に配置された単一の電極を使用することによってユーザの生理的変化を監視する手法で構成されたセンサ回路で、ユーザの血行動態の変化（または脈波形）を検知するように構成され配置された１つ以上のセンサ回路を含む。当該態様および他の態様は、もう１つの下記の態様および／または機構と一致して血行動態の変化を検知するように構成されたセンサ回路を採用する。
より具体的な例示的な態様は、少なくとも１つのセンサ回路であって電極を含むセンサ回路と、電気信号検知回路と、を有する装置を対象とする。装置は、非侵襲の手法で、リアルタイムに血行動態パラメータのうちの１つ以上を監視するために使用され得る。例えば、センサ回路が、肌の近くに、または肌上に配置されている間、電気信号検知回路は、静電容量の変化を監視することによって脈波事象を検知し得る。電極によって伝達される静電容量の変化は、脈波事象、または血管内の圧力もしくは血流の変化（例えば、血行動態）に起因し得る圧力および／または電場変調に反応する。電極は、電極とユーザの肌との間の静電容量の変化を決定するために使用され得る。電極を含むセンサ回路は、静電容量および／または圧力の変化を示す電気信号を電気信号検知回路に提供するために使用される変換回路と共に配置され得る。脈波事象により、ユーザの肌と電極との間の距離が変化し得、および／または血管の周囲の電場分布が変化し得、センサ回路を使用して測定される静電容量が相対的に変化することになる。経時的な静電容量の変化は、電気信号検知回路によって処理され得、脈波形を生成および／または決定するために使用され得る。様々な態様では、脈波形は、様々な血行動態パラメータに相関する。具体的な例として、脈波形は、心拍数、血圧、動脈の硬さ、および／または血液量を決定するために処理され得る。
図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００の電極部は、ユーザの肌と接触し、および／または近接し得る。一部の態様では、電極は、機械的な拘束（例えば、リストバンド、弾性適合バンド、もしくは衣類物品）および／または接着剤を使用してユーザ上に（接触しているか否かに関わらず）拘束される。電極は、血管の近くに、好ましくは、橈骨、上腕、頸動脈、脛骨、および側頭の脈点などであるが、これらに限定されない触知可能な脈点の近くに配置され得る。
他の具体的な態様では、装置は、複数の電極を含む。例えば、装置は、複数のセンサ回路を含み得、各々のセンサ回路は、複数の電極のうちの１つを含む。複数の電極は、ユーザの肌と電極との間の距離、圧力および／または電場の変調に反応し、且つ血行動態または脈波事象に起因し得る静電容量の変化を示す電気信号（例えば、デジタル）を電気信号検知回路に提供するために使用される変換回路の一部として配置され得る。様々な関連の態様では、複数のセンサ回路は、機械的に分離され、および／またはアレイ（例えば、センサアレイ）で配置されている。センサ回路の各々は、本明細書にさらに記載されるような構造の中でも特に、異なる外形、誘電体層、場所、感度を有するようになど、異なって構築され得る。
様々な態様は、上記の装置を使用する方法を対象とする。方法は、ユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上に装置の少なくとも１つの電極を配置することと、脈波事象を検知することと、を含み得る。脈波事象は、少なくとも１つの電極がユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上に配置されている間、血行動態または脈波事象に起因し得る圧力および／または電場変調に反応する静電容量の変化を監視することによって、装置の電気信号検知回路を使用して検知され得る。脈波事象は、脈波形を生成するために、および／または様々な血行動態パラメータを決定するために使用され得る。例えば、方法は、脈波事象を使用して、拡張期血圧、収縮期血圧、動脈の硬さ、および／または血液量を決定することを含み得る。
具体的な方法は、少なくとも１つのセンサ回路を有する変換回路を固定するために、ウェアラブル装置のフレキシブルまたは湾曲可能な基板の使用を含み得る。基板は、変換回路および電気信号検知回路を支持し、少なくとも部分的に取り囲んでいる。基板は、血管を含むユーザの一部にさらに順応し、静電容量の変化を介して血行動態または脈波事象を電気的に検知するために、ユーザの肌の十分近くに少なくとも１つの電極を配置している。静電容量の変化は、血行動態または脈波事象に起因し得る圧力および／または電場変調に反応する。変換回路は、静電容量の変化を電気信号に変換する。方法は、電気信号検知回路を介して変換回路からの電気信号に反応して血行動態または脈波事象を検知することと、血行動態の監視データを外部の回路に送信することによって電気信号検知回路に反応するために、ウェアラブル装置内で、またはウェアラブル装置の外側で通信回路を使用することと、をさらに含む。
他の態様は、変換回路および電気信号検知回路を支持し、少なくとも部分的に取り囲み、且つ血行動態の監視のために血管を含むユーザの一部に順応するように構成され配置されたフレキシブルまたは湾曲可能な基板を特徴とするウェアラブルデバイスの一部として使用するための装置を対象とする。上記で前述したように、装置は、少なくとも１つのセンサ回路であって電極を含むセンサ回路を有する変換回路と、電気信号検知回路と、通信回路と、を含む。
本開示の態様は、ユーザの脈波事象の態様、状態、および／または属性を検知するように構成され配置されたユーザ着用センサ回路を含む種々の異なるタイプの装置、ならびにユーザ着用センサ回路の使用を含む方法に適用可能であると考えられる。特定の実装では、本開示の態様は、手首配置または手首着用ストラップの文脈で使用されると有益であるように示されているが、本開示は、必ずしもそのように限定されないことが理解されるであろう。様々な態様は、例示的な文脈を使用する非限定的な例の以下の説明を通じて理解され得る。
本開示の様々な態様は、電極を有する少なくとも１つのセンサ回路と、電気信号検知回路と、を含む装置を対象とする。装置は、非侵襲の手法で、リアルタイムに１つ以上の血行動態パラメータおよび脈波事象を監視するために使用され得る。驚くべきことに、ユーザの肌に触れる必要がない共通の浮動接地および単一の電極が、脈波事象を測定するために使用され得ることが発見された。様々な態様では、脈波事象は、ハンズフリーの手法で、環境ノイズ（例えば、人間の声および他の背景ノイズ、電気干渉および周囲光）の干渉なしで監視され得る。電極（または電極のアレイ）は、比較的少量の電力（例えば、５マイクロワット～３ミリワットであるが、態様はそのように限定されない）を消費し得る。一部の具体的な態様では、電力消費は、単に、トリガ事象（例えば、心拍数が閾値よりも上、問題を示す事象などの特定の心臓の事象が生じる）の後のデータに節約し、および／またはバースト伝送で、節約されたデータを伝送することによって、さらに低減され得る。電気信号検知回路は、少なくとも１つの電極が肌の近くに、または肌上に配置されている間、脈波事象に起因し得る圧力差、または脈波事象に起因し得る静電容量の変化を監視することによって、脈波事象を検知し得る。
電極は、電極とユーザの肌との間の静電容量の変化を決定するために使用され得る。脈波事象により、ユーザの肌と電極との間の距離が変化し得、変換回路および電気信号検知回路によって測定される静電容量ならびに／または信号振幅および品質が相対的に変化することになる。経時的な静電容量の変化は、電気信号検知回路によって処理され得、脈波形を生成および／または決定するために使用され得る。様々な態様では、脈波形は、様々な血行動態パラメータに相関する。具体的な例として、脈波形は、心拍数、血圧、動脈の硬さ、および／または血液量を決定するために処理され得る。
電極は、ユーザの肌と接触し、および／または近接し得る。一部の例では、電極は、電極（または複数の電極）によって伝達される静電容量の変化を介して血行動態または脈波事象を電気的に検知するために、ユーザの肌に十分近くてもよい。当該例では、「十分近い」は、肌から１ミリメートル（ｍｍ）離れた最も遠い距離およびゼロである最も近い距離の範囲、または肌と接触する、血管を含む部分に対して近接した距離に対応する。一部の態様では、センサ回路（例えば、電極）は、機械的な拘束（例えば、リストバンド、靴下、手袋、袖、もしくは他のウェアラブルデバイスもしくは衣類などのフレキシブルもしくは湾曲可能な基板）および／または接着剤を使用してユーザ上に（接触しているか否かに関わらず）拘束される。
電極およびそれぞれのセンサ回路によって伝達される静電容量の変化は、血行動態または脈波事象に起因し得る圧力および／または電場変調に反応する。より具体的には、センサ回路および電極は、（従来の静電容量センサとしてのデバイスの物理的な変形に対して）ユーザの肌の近接検知を通じて静電容量の変化を捕捉（または検知）し得、それによって、近接センサとして機能するか、または近接センサとなる。近接検知および／または静電容量の変化は、ユーザの肌とセンサ回路との間の距離の変調および／またはフリンジ場ラインの変調に反応する。
他の具体的な態様では、装置は、複数の電極を含む。複数の電極は、静電容量および／または圧力の変化を示す信号を電気信号検知回路に提供するために使用される変換回路の一部として配置され得る。例えば、変換回路は、複数のセンサ回路を有し得、センサ回路の各々は、複数の電極のうちの１つを含む。電気信号検知回路は、０．３キロパスカル（ｋＰａ）～１ｋＰａの範囲などの１ｋＰａ未満の圧力差を監視するために変換回路と共に配置され得る。異なる電極は、異なる外形、感度を有し得、および／または異なる場所にあり得る。変換回路は、静電容量の変化を電気信号（例えば、デジタル信号）に変換し得る。本明細書に記載されるように、変換回路および電気信号検知回路は、基板によって支持され得、基板によって少なくとも部分的に取り囲まれ得る。
本開示の特定の態様は、前述したように、装置を使用する方法を対象とする。方法は、ユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上に装置の少なくとも１つの電極を配置することと、脈波事象を検知することと、を含み得る。脈波事象は、少なくとも１つの電極がユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上に配置されている間、脈波事象に起因し得る圧力差および／または脈波事象に起因し得る静電容量の変化（もしくは相対的な静電容量の変化）を監視することによって、装置の電気信号検知回路を使用して検知され得る。脈波事象は、脈波形を生成するために、ならびに／または様々な生理的および／もしくは血行動態パラメータを決定するために使用され得る。例えば、方法は、脈波事象を使用して、拡張期血圧、収縮期血圧、動脈の硬さ、および／または血液量を決定することを含み得る。
多少驚くべきことに、脈波事象は、動脈の脈点の上に、または動脈の脈点の近くに配置された１つ以上の電極を使用して監視され得る。例えば、脈波事象に反応して、各々の電極は、脈波事象を示す信号を提供し得る。電極（または複数の電極）は、変換回路などの回路に接続されている。より具体的には、各々の電極（例えば、電気導体）は、電極から脈波事象（例えば、静電容量の値および／または静電容量の変化）を示す信号を測定または検出するために使用されるそれぞれのセンサ回路に接続されており、信号を変換回路に提供する。変換回路は次に、脈波事象を示す信号を、電気信号検知回路に提供される電気信号に変換する。脈波事象は、心臓の鼓動（例えば、心臓の筋肉の収縮）（例えば、心臓の鼓動もしくは音、血液の脈動など）によってもたらされ、および／もしくは当該心臓の鼓動を示す血行動態の反応および／もしくは属性を含むか、またはそれを意味する。電気信号検知回路（および／または変換回路）は、容量性タッチスクリーンについての市販のまたはカスタム設計の回路を含み得、中央処理装置（ＣＰＵ）と無線または有線通信し得る。さらに、変換回路および／またはセンサ回路は、浮動接地を有し得る。電極を使用して測定される信号は、電極でのフリンジ場を変調して測定可能な静電容量の変化となる小さい圧力差および／または肌の表面変位によるものであり得る。電極は、接着剤（例えば、テープ）を使用して、または時計バンド、ブレスレット、もしくはリストバンドなどのストラップを使用して機械的に、ユーザ（または他の動物もしくは生き物）の肌に取り付けられ得る。
具体的な態様では、電極は、誘電体層（例えば、カプセル材料）でカプセル化されている。複数の電極が使用されるとき、複数の電極の各々の上の誘電体層は、各々の電極の信号感度を変調するための異なる構造的特性を有し得る。例示的な特性は、特性の中でも特に、誘電体層の厚さ、使用される誘電体材料の組成、構造、および抵抗率値を含み得る。複数の電極の各々は、電極外形および電極で使用される誘電体層のうちの少なくとも１つに基づいて、異なる特性に対応付けられ得る。異なる電極は、監視された脈波事象に反応して、信号を出力するために使用され得る。異なる電極からの信号は、温度変化およびユーザの動き（例えば、ノイズ）などの電極に共通し得る信号を除去するために、ならびに脈波形圧力差などのより高い感度の電極によって測定され得る信号または脈波事象を向上させるために、差動モードで使用され得る。関連の具体的な態様では、複数の電極の１つ以上の電極は、互いに電気的に遮蔽または分離され得る。さらに、スペーサは、センサ回路および／または電極のうちの少なくとも１つとユーザの肌との間の距離を制御または設定するために使用され得る。
電極によって提供される信号は、様々な血行動態パラメータを決定するために使用され得る。例えば、脈波事象に反応して、静電容量の変化を示す１つ以上の信号は、電気信号検知回路に提供される。前述したように、少なくとも１つの電極によって伝達される静電容量の変化は、血行動態または脈波事象に起因し得る圧力および／または電場変調に反応する。電気信号検知回路は、心拍数、拡張期血圧、収縮期血圧、動脈の硬さ、および他の血行動態パラメータを決定するために１つ以上の信号を使用する。信号は、１つ以上のバンドパスフィルタまたは他の信号処理技術を使用して処理され得る。例えば、信号は、デジタルで、または圧力変化もしくは呼吸による動き、腕の動き、および外部の振動などの因子によるアーチファクトを最小化するために使用される回路設計を通じてフィルタリングされ得る。代替的に、アーチファクトの特性は、ユーザの呼吸速度および動きなどのパラメータを抽出するために分離および定量化され得る。一態様では、呼吸速度は、体の動きから測定され得、他の態様では、脈波形から測定され得る。
当該驚くべき発見は、非侵襲および／または連続的な手法で血圧または他の血行動態パラメータを監視するのに特に有用であり得る。具体的な実装では、装置は、脈波事象によってもたらされる圧力差および／または静電容量の変化に感度を提供するために使用され得る。さらに、装置および／または装置の一部（例えば、電極）は、より少ない設計要素および材料を有し、最終的な装置をより強固にするため、容量性センサよりも容易に製造され得る。
関連の具体的な実装では、装置は、心拍数、ならびに拡張期血圧、収縮期血圧、および動脈の硬さのような他の血行動態の効果を連続的に監視し得る、ポータブル／ウェアラブルデバイスおよび／または装置を含むか、またはそれらの一部である。一例として、スマート包帯は、動脈の脈点の上に適用され得、リアルタイムでデータを受信機に伝送し得る。別の例には、リアルタイムの読み取りを提供し、データを保存および／または伝送するスマートウォッチバンドが含まれる。他の実装は、電極でのフリンジ場を変調し得る小さい表面変位または圧力差を対象とする。
ここで図に変えて、図２６Ａ～図２６Ｂは、本開示に従う装置の例を示す。図２６Ａ～図２６Ｂに示すように、各々の装置は、電極を有するセンサ回路と、電気信号検知回路と、を含む。装置は、脈波事象に起因し得る圧力差および／または静電容量の変化を監視し得、１つ以上の血行動態パラメータを決定するために、監視された圧力差および／または静電容量の変化を使用し得る。脈波事象は、ユーザまたは動物の脈に反応するか、または当該脈を示す（例えば、心臓の鼓動の触知の触診を表す）波形または波形の一部を生成するために使用され得る。脈波事象は、信号として捕捉され得、心拍数、拡張期血圧、収縮期血圧、および／または動脈の硬さなどの血行動態パラメータを決定するために使用され得る。
図２６Ａは、電極４１０２を含むセンサ回路４１０３と、電気信号検知回路４１０６と、を備える例示的な装置を示す。電極４１０２は、ユーザ（または別の動物）の肌の近くに、またはユーザの肌上に配置され得る。電気信号検知回路４１０６は、電極４１０２が肌の近くに、またはユーザの肌上に配置されている間、脈波事象を検知する近接電気信号検知回路を含み得る。一部の態様では、本明細書にさらに示されるように、電極４１０２は、肌と直接接触し得るか、または空気もしくは誘電体材料などによって、肌から電気的もしくは機械的に分離され得る。電極４１０２は、脈波事象に起因し得る圧力および／または静電容量の変化を検知し、且つセンサ回路４１０３および通信経路４１０４を介して、検知された圧力または静電容量の変化を示す信号を電気信号検知回路４１０６に出力するために使用される（例えば、電極は、静電容量の値を示す信号を捕捉および出力するセンサ回路４１０３に接続されているか、またはプラグ接続されている）。電気信号検知回路４１０６は、脈波事象に起因し得る圧力または静電容量の変化（または相対的な静電容量の変化）を監視し、当該変化から心拍数などの血行動態パラメータを決定する。圧力および／または静電容量の変化は、電極４１０２とユーザの肌との間の距離の変化および／または血管の周囲の電場の変化によってもたらされ得る静電容量の相対的な変化に基づいて測定され得る。
具体的な態様では、センサ回路４１０３および／または電極４１０２（もしくは複数の電極）は、リストバンドまたは１つの衣類などによって肌または他の体部分に機械的に拘束される。機械的な拘束は、センサ回路４１０３および／もしくは電極４１０２を肌もしくは体に取り付ける、弾性、フレキシブル、もしくは湾曲可能なバンド、および／または接着剤を介してであり得る。接着剤は、センサ回路４１０３の外周に（必ずしも、電極４１０２と肌または他の体部分との間ではない）適用され得る。他の態様では、電極４１０２は、本明細書にさらに記載されるように、スペーサを介してまたは他の方法などで肌に物理的に触れていない。対象の静電容量の変化は、相対的であってもよく、絶対的な値でなくてもよい。電極４１０２のベースの静電容量は、電極４１０２および／またはセンサ回路４１０３設計のそれぞれの外形および範囲に依存し得る。例示的な実験態様では、電気信号検知回路４１０６は、１００ｐＦの最大のオフセットを有する±１５ピコファラド（ｐＦ）の入力範囲（例えば、静電容量の変化）を測定し得る。ベースの静電容量は、５～７５ｐＦのオーダーであり得、（脈波事象からの）結果としての脈波形信号は、０．１～１ｐＦのオーダーで最大の振幅を有し得る。しかしながら、態様はそのように限定されず、当該値は、センサおよび電子設計を通じて異なる用途について変更され得る。
ある期間における静電容量の相対的な変化は、脈波形信号を生成し、および／または他の方法で出力するために使用され得る。脈波形信号は、血行動態パラメータを示し得、および／または動脈の脈波（または「動脈圧波」と称されることもある）を含み得る。脈波事象に起因し得る静電容量の変化は、心拍数、拡張期血圧、収縮期血圧、平均動脈圧、および／または動脈の硬さなどの血行動態パラメータを決定するために使用され得る。当業者によって理解され得るように、動脈の脈波形は、心臓が収縮して波が動脈樹の動脈壁に沿って移動するときに心臓によって生成される波形状である。概して、この波の２つの主な構成要素、すなわち、前方移動波および反射波がある。前方波は、心収縮期に心臓（心室）が収縮するときに生成される。この波は、心臓から、大きい大動脈を下に移動し、２本の腸骨血管内への大動脈の分岐または「岐路」で反射された状態になる。通常の健康な人において、反射波は、大動脈弁の閉鎖後に拡張期段階で戻り得る。戻される波はノッチを有し、それはまた、冠状動脈を通じて血液を押し出すため、冠状血管を通じて心臓の灌流を助ける。反射波が戻る速度が非常に重要となり、動脈が硬くなるほど、それは、より速く戻る。次いで、これは、収縮期段階に入り、最終的な血圧読み取りを強化し得る。動脈の脈波は、放出される血液よりも速く移動する。
図２６Ａに示す（図２６Ｂに示す）例示的な装置は、図２６Ｂに示すような様々な方法で修正され得る。１つの例示的な修正は、ユーザの肌から電気的に絶縁されるように電極４１０２を修正することを含む。電極４１０２は、電極４１０２の一部に誘電体層を追加することによって、および／または電極４１０２を取り囲む（例えば、カプセル化する）ことによって絶縁され得る。一部の具体的な態様では、電極４１０２は、リストバンドに含まれる回路（例えば、回路基板またはチップなどのセンサ回路）に接続され得る。電極４１０２は、フレキシブルであり得る。例えば、電極４１０２は、ユーザによって着用されている間、リストバンドの周囲で曲げられ、リストバンドの内側で隠され得る。他の例では、および／またはさらに、電極４１０２は、リストバンド内に組み込まれ得、および／または埋め込まれ得る。誘電体層は、ポリエステル（例えば、ポリエチレンテレフタレート）、ポリオレフィン、フッ化ポリマー、ポリイミド、ポリ塩化ビニル、セルロース、紙、布、および／または他の絶縁材料などの様々な異なる誘電体（または絶縁）材料で形成され得る。さらに、誘電体層は、５～２５０ミクロンのオーダーなどの異なる厚さを有し得る。態様はそのように限定されないが、誘電体層は、硬さおよび／もしくはユーザの装置の着用の快適性に影響を及ぼすように、またはセンサ回路４１０３の感度を変調するように、より厚くまたはより薄くてもよい。
脈波形の形状は、異なるユーザで異なり得、および／または測定の場所に基づき得る。例えば、より広い脈圧は、（心拡張で、動脈圧が降下して、逆流する大動脈弁を通じて左心室を充填するような）大動脈逆流を示唆し得るか、または示し得る。狭い脈圧は、心臓タンポナーデまたは任意の他の種類の低出力状態（例えば、重度の心臓性ショック、広範型肺閉塞、もしくは緊張気胸）を示し得る。さらに、脈波形の形状は、測定が大動脈から遠く離れるにつれてなど（例えば、上腕動脈、橈骨動脈、大腿動脈、および足背）、測定の場所に応じて調整され得る。しかしながら、波形の形状の変化で、平均動脈圧（ＭＡＰ）は、変化しなくてもよく、および／または閾値の量内で変化する。これは、大動脈から橈骨動脈へ、流れる抵抗の変化がほとんどないためである。ＭＡＰは、細動脈に場所を移動すると変化し始める。大動脈の場所から足背への形状の変化は、収縮期ピークでの増加と、収縮期ピークから遠くに離れた重拍のノッチと、より低い拡張終期圧（例えば、より広い脈圧）と、脈のより遅い到着（例えば、大動脈からの橈骨動脈での６０ミリ秒の遅延）と、を含み得る。結果としての形状は、収縮期ピークがより険しく、動脈樹のさらに下であるため、遠位の収縮期脈増幅と呼ばれることもある。
本開示に従う態様は、非侵襲のセンサ回路を含むウェアラブル装置を含む装置を使用して、脈波形を出力するために、および様々な血行動態パラメータを決定するために使用される。装置は、心拍数、拡張期血圧、収縮期血圧、動脈の硬さ、血液量、および他のパラメータを監視するために使用され得る。動脈ラインなどの前の侵襲の装置は、ユーザ内に医療的に挿入され、それは、苦痛であり得、患者の動きを制限し、感染および他の合併症のリスクにユーザを置き得る。例えば、動脈ラインは、ユーザの動脈内に挿入される薄いカテーテルである。多くの場合、カテーテルは、手首の橈骨動脈内に挿入されるが、肘での上腕動脈、鼠蹊部での大腿動脈、足での足背動脈、および／または手首での尺骨動脈内にも挿入され得る。動脈ラインは、血圧を直接的にリアルタイムで監視するために集中治療医学および麻酔で使用され得る。挿入が苦痛であり得るため、挿入をより許容できるようにするために、および血管痙攣の防止を助けるために、麻酔薬（例えば、リドカイン）が使用され得る。動脈ラインからの合併症は、組織損傷、さらには切断につながり得る。本開示に従う装置は、非侵襲の手法で、リアルタイムに血圧を監視するために使用され得る。装置は、動脈の一時的な閉塞、偽動脈瘤、血腫形成または穿刺場所での出血、膿瘍、小胞炎、正中神経の麻痺、化膿性の血栓性動脈炎、空気塞栓症、コンパートメント症候群および手根管症候群、神経損傷などの侵襲のデバイスによってもたらされるリスクを回避および／または軽減し得る。
図２６Ｂに示すように、装置の感度を調整し、および／または電極によって得られる信号を改善するために、様々な特性が変更され得る。図２６Ｂは、複数の電極４１０２－１、４１０２－２、および４１０２－３を備える例示的な装置を示す。各々の電極４１０２－１、４１０２－２、４１０２－３は、前述したように、脈波事象に起因し得る（例えば、電極と肌表面との間の距離の変化によってもたらされる）圧力または静電容量の変化を検知するために使用される。電極４１０２－１、４１０２－２、および４１０２－３は、１つ以上の信号を電気信号検知回路４１０６に提供する変換回路４１１０の一部であり得るか、または当該変換回路４１１０を形成し得る。電極４１０２－１、４１０２－２、および４１０２－３は、位置精度を改善するために、および／または差動解析のために１つ以上の参照信号を提供するために、装置の異なる場所に配置され得る。一部の態様では、各々の電極４１０２－１、４１０２－２、４１０２－３は、（脈波事象に起因し得る）圧力または静電容量の変化を示す信号を電気信号検知回路４１０６に提供する。具体的な態様では、変換回路４１１０は、浮動接地を有し得る。他の具体的な態様では、センサ回路の少なくとも１つは、浮動接地を有する（例えば、２つのセンサ回路が各々浮動接地を有する、全てのセンサ回路が各々浮動接地を有する、など）。さらに、変換回路４１１０およびセンサ回路の少なくとも１つの両方が浮動接地を有し得る。
図２６Ｂ（ならびに図２７Ａ、図２７Ｂ、および図２７Ｄを含むがこれらに限定されない他の例示）は、電極に接続されたセンサ回路および／または複数の電極の各々に接続されたセンサ回路を示していないが、当業者は、前述したように、様々な態様に従って、各々の電極がセンサ回路に接続されることを理解し得る。このように、図２６Ｂの例示および他の例示は、明確化の目的のためにセンサ回路を示しておらず、それは、限定を意図したものではない。
様々な態様では、装置（例えば、電気信号検知回路４１０６）は、無線通信回路をさらに含み得る。無線通信回路は、電気信号検知回路４１０６から装置の外部の回路にデータを無線で通信する。通信回路は、血行動態の脈波事象に起因し得る捕捉された変化を外部の処理回路に通信するように構成され配置され得る。通信回路は、ウェアラブルデバイスおよび／または装置の内部または外側にあり得、血行動態の監視データを外部の回路に送信することによって電気信号検知回路に反応し得る。さらに、装置は、本明細書にさらに記載されるように、電力供給回路４１１２を含み得る。
一部の態様では、複数の電極４１０２－１、４１０２－２、４１０２－３のうちの１つ以上は、ユーザの肌から電気的に絶縁され得る。上述のように、電極４１０２－１、４１０２－２、４１０２－３は、複数の電極４１０２－１、４１０２－２、４１０２－３のうちの一部または全てに誘電体層４１０８－１、４１０８－２、４１０８－３を追加することによって絶縁され得る。誘電体層４１０８－１、４１０８－２、４１０８－３は、電極４１０２－１、４１０２－２、４１０２－３の各々および／またはそれぞれのセンサ回路を取り囲み得る。しかしながら、本開示に従う態様はそのように限定されず、肌表面と接触するように配置された電極の一部および／もしくは当該電極のエリアでの位置であり、ならびに／またはそれぞれの電極もしくはセンサ回路の少なくとも一部を取り囲む誘電体層を含み得る。
図２６Ｂに示すように、変換回路４１１０は、差動モードを提供してアーチファクトを減ずるために使用され得る。アーチファクトは、手足の動き、呼吸、および／または体温の変化などのユーザの動きによるベースラインのシフトであり得る。様々な態様では、変換回路４１１０の異なる電極４１０２－１、４１０２－２、および４１０２－３は、電極を含むそれぞれのセンサ回路の感度レベルを修正するために使用される、異なる構造的特性および／または特性を有する。例えば、電極４１０２－１、４１０２－２、および４１０２－３は、異なる形状（例えば、外形）であり得、ユーザおよび／または装置に対して異なる場所に位置し得、異なる材料で形成され得る。他の態様では、異なる構造的特性および／または特性は、異なる組成、構造的構成要素、テキスチャ、および／または電極を電気的に分離するために使用されるカプセル材料の厚さを含み得る。例えば、それぞれの電極４１０２－１、４１０２－２、４１０２－３の誘電体層は、感度レベルおよび／または電極を分離するために使用される遮蔽の特徴を修正するために、異なる組成、構造、および／または厚さの誘電体材料で形成され得る。それによって、複数の電極は、複数の電極の各々の感度レベルを設定するように構成され配置されたカプセル材料を有し得る。
様々な態様では、装置は、電力供給回路４１１２をさらに含む。電力供給回路４１１２は、少なくとも電気信号検知回路４１０６に電力を提供する。一部の具体的な実装では、電力供給回路４１１２は、インダクタ回路などの受動または誘導給電回路である。例示的な電力供給回路は、電力源の中でも特に、バッテリ、太陽電力コンバータ、電気機械システム、壁プラグイン（例えば、商用電源）を含み得る。バッテリフリーで動作する、機械的な振動、熱勾配、周囲のまたは透過放射（例えば、ＲＦＩＤ、ブルートゥース、ＷｉＦｉ、ＵＨＦ、および他のビーコン技術）を捕捉するエネルギーハーベスティング機構を使用することが可能である。一部の実装では、電力供給回路は、再充電可能なバッテリを充電するための誘導充電サブ回路を含み得る。電子回路の別の部分への接続による加熱を防ぐために誘導充電サブ回路を分離するように気を付けることが必要とされ得る。
図２７Ａは、肌４２１８と相互作用する電極４２１４を有するセンサ回路を含む装置の例を示す。前述したように、センサ回路および電極は、（静電容量センサとしての物理的な変形に対して）ユーザの肌の近接検知を通じて静電容量の変化を伝達し得、それによって、近接センサとして機能するか、または近接センサとなる。動脈の脈点（例えば、動脈４２１６）の近くに配置された単一の電極４２１４を有する（近接）センサ回路は、静電容量の変化を介して動脈の脈波形を測定するために使用され得ることが発見された。心拍数および他の血行動態パラメータは、この波形から抽出され得る。電極４２１４は、肌４２１８と直接接触し得るか、または肌４２１８から電気的に絶縁もしくは分離され得る。それは、肌４２１８に機械的に接続されている必要はない。電気絶縁の組成、構造、および厚さは、センサの感度を修正するために選択され得る。スペーサ構造は、電極と肌との間の距離を制御するために使用され得る。回路は、浮動接地を有し得る（例えば、センサ回路および／または変換回路は、浮動接地を有し得る）。
電極のアレイはまた、位置精度を改善するために、および／または差動解析のために参照信号を提供するために使用され得る。そして、信号は、フリンジ場分布を最適化する電極設計を通じて改善され得る。例えば、一部の態様では、アナログ応答は、単一の電極を有する各々のセンサ回路を有するセンサ回路のアレイによって検知される。アレイ内の電極の２つ以上は、異なる感度レベルを有し得、アレイの２つ以上のセンサ回路によって検知されるアナログ応答は、差動検知のために使用され得る。
図２７Ｂは、図２７Ａに示す装置を使用して検知される脈波形４２０９の例を示す。示すように、脈波形４２０９の周期は、心臓のサイクルを反映し、ユーザの心拍数を決定するために使用され得る。
図２７Ｃは、脈波事象を監視するための装置についての例示的な機構を示す。図２７Ｃに示すように、ユーザの肌４２１８は、機構についての接地面として機能する。特定の理論に拘束されることなく、本開示で論じられる態様のうちの１つ以上の態様の背後の機構は、以下の通りであると考えられる。（ｉ）肌４２１８は接地面として機能し、動脈圧変動は肌４２１８の表面の変位をもたらし、これは、静電容量の変化として測定される電極４２１４と肌４２１８との間の距離を変化させ、（ｉｉ）動脈４２１６（および上に重なる肌）での血液の電位は各々の心臓の鼓動で変化し、これは、インピーダンスの変化として反映されるフリンジ場ラインを修正し、（ｉｉｉ）上記の機構の各々の組合せ（寄与）が含まれる。
図２７Ｄは、センサ回路（例えば、電極４２１４）の少なくとも一部と肌４２１８との間の距離（例えば、最小距離）を設定する１つ以上のスペーサをさらに含む、図２７Ｃに示すような装置の例を示す。スペーサ４２１７は、長さ（例えば、電極から肌表面までの距離）が、センサ回路／電極の少なくとも一部と肌との間の距離を設定する材料で形成された１つ以上の構造を含む。長さは、０．１ミリメートル（ｍｍ）～１．０ｍｍの範囲であり得るが、態様はそのように限定されない。図２７Ｄの態様は、矩形形状を有する１つのスペーサを示すが、態様はそのように限定されず、テキスチャおよび／または構造化材料の層などの１つよりも多いスペーサおよび異なる形状のスペーサを含み得る。
図２８は、本開示に従う、ユーザの肌またはユーザの肌の近くに位置する（例えば、センサ回路４３２４、変換回路４３２６、電気信号検知回路４３２７、および通信回路４３３０を含む）装置から（例えば、アンテナ４３３６を介して受信される）遠隔／無線通信送受信機およびＣＰＵ４３３４へ電子機器および／または信号の流れを実装するための例示的な方法を例示するブロック図である。ＣＰＵ４３３４および／または電気信号検知回路４３２７は、具体的な血行動態の信号の存在を示すために未加工データを処理すること、未加工データから波形を展開すること、ならびに／またはユーザの血行動態の状態もしくは健康（ユーザの心拍数、もしくは拡張期血圧、収縮期血圧、動脈の硬さ、および血液量などの他の血行動態のインジケータもしくはパラメータ、および／もしくはインジケータもしくはパラメータの１つ以上の変化を示す）に関係する具体的な用途について、血行動態の信号および／もしくは波形の保全性、品質、および関連性を評価することを限定的でなく含む本明細書に開示されるような動作を実行するようにプログラムされ得る。
センサ回路４３２４の電極は、脈波事象に反応する静電容量の変化を捕捉し、静電容量の変化を変換回路４３２６に提供する。一部の態様では、変換回路４３２６は、静電容量－デジタルコンバータであるか、または静電容量－デジタルコンバータを含む。静電容量－デジタルコンバータは、静電容量の値（例えば、相対的な変化）をデジタル信号に変換し、マイクロコントローラもしくは他の処理回路を含み得るか、またはマイクロコントローラもしくは他の処理回路であり得る電気信号検知回路４３２７にデジタル信号を出力する。電気信号検知回路４３２７は、電力供給４３２８によって提供される電力を使用して、動脈の脈波形を測定および／もしくは記録し、任意選択的に信号を調節し、データの品質を評価し、ならびに／または１つ以上の血行動態パラメータを決定する。電気信号検知回路４３２７は、通信回路４３３０（例えば、一体の送受信機）およびアンテナ４３３２を介して波形および他の任意選択的なデータをＣＰＵ４３３４に出力し得る。
本明細書に記載されるように、検知装置は、ハンズフリーの手法で、環境ノイズ（例えば、人間の声および他の背景ノイズ、電気干渉、ならびに／または周囲光）の干渉なしで脈波事象を監視するために使用され得る。さらに、電気信号検知回路は、変換回路からの電気信号に反応して血行動態または脈波事象を検知し得る。電極（または電極のアレイ）は、比較的少量の電力（例えば、５マイクロワット（未満）～３ミリワット）を消費し得る。一部の具体的な態様では、電力消費は、単に、トリガ事象の後のデータに節約し、および／またはバースト伝送で、節約されたデータを伝送することによって、さらに低減され得る。トリガ事象は、閾値の量よりも上もしくは下の心拍数および／または特定の波形特性などの問題を示し得る特定の心臓の事象を含み得る。
図２９Ａ～図３０Ｂは、本開示に従う、センサのアレイを有する様々な例示的な装置を示す。例えば、図２９Ａ～図２９Ｂは、ユーザの肌と相互作用するように構成された４つの電極を有する例示的な装置を示す。
図２９Ａは、４つの電極４４４７、４４４９、４４５１、４４５３を含む４つのセンサ回路を有するセンサアレイを備える装置の上から下への（または鳥瞰）図を示す。線幅および間隔は、脈監視用途で０．１ｍｍ～２０ｍｍのオーダーであり得る。示すように、センサアレイは、任意選択的な接地接続４４４０、４４５８と、任意選択的な能動的遮蔽接続４４４２、４４４８、４４５０、４４５６と、を含む。センサのアレイは、センサ接続４４４４、４４４６、４４５２、４４５４と、絶縁層４４６０、４４４３と、をさらに含む。
図２９Ｂは、図２９Ａに示す装置の側面図を示す。示すように、層は、絶縁層４４６０と、４つの電極４４４５（例えば、図２９Ａに示す電極４４４７、４４４９、４４５１、４４５３）と、別の絶縁層４４４３と、を含む。装置は、ユーザまたは他の対象の肌と近接または接触するように構成されたアクティブ部（または領域）４４５５を含む。アクティブ部４４５５の長さは、脈監視用途で０．１ｍｍ～２０ｍｍ以上のオーダーであり得る。さらに、アクティブ部４４５５は、肌と接触していてもよく、または最大、肌から１ｍｍ離れた距離で接触していなくてもよい。様々な具体的な態様では、距離は典型的には、肌から１００ミクロン未満であり、それは、信号を得るのに十分な距離であり得、当該信号は、心拍数および／または血圧をそこから得るのに十分高い、結果としての信号対ノイズ値を有する。具体的な態様では、電極４４４５は、感度目的のために、および肌との接触を低減するためにテキスチャ化または波形化され得る。より小さいアクティブエリアは、より高い感度を有し得るが、正確に位置付けるのが難しい場合がある。
様々な態様では、装置は、ユーザの肌と相互作用するように構成された（４つの）電極４４４５を含むセンサのパッケージ化されたアレイを含む。センサ（例えば、電極）のアレイは、環境安定性および耐湿性を提供するために、絶縁材料（例えば、誘電体材料）でパッケージ化され得る。絶縁材料は、材料の中でも特に、ポリエステル、ポリオレフィン、フッ化ポリマー、ポリイミド、ポリ塩化ビニル、セルロース、紙、布を含み得る。パッケージの厚さは、５～２５０ミクロン以上のオーダーであり得る。同様に、任意選択的な接着剤および導電性層厚さは、数十ミクロンのオーダーであり得、典型的には、接着剤および導電性層それぞれについて７０および５ミクロン未満であり得る。導電性層は任意選択的に、受動的遮蔽層であり得、および／または能動的遮蔽を提供するために制御電子機器に接続され得る。
具体的な態様では、層は、図３０Ａ～図３０Ｂと関連して本明細書にさらに示され論じられるように、任意選択的な遮蔽および接着コーティングを有する絶縁層と、絶縁層と、１つ以上の電極と、別の絶縁層と、任意選択的な遮蔽および接着コーティングを有する別の絶縁層と、を含む。
一部の態様では、センサ（例えば、電極）のアレイは、環境安定性および耐湿性の増加を提供するために、絶縁材料（例えば、誘電体材料）でパッケージ化され得る。１つ以上の絶縁層は、個々のセンサ回路を機械的に分離するために、および詰め込まれたセンサの下の基板への順応性を増加させるために、１つ以上の場所で切り開かれ得る。
さらに具体的な態様では、センサのパッケージ化されたアレイは、（４つの）電極４４４５と、スペーサ層と、を含む。スペーサ層は、図２７Ｄで前に示したように、肌表面からのセンサ回路および／または電極（もしくはその少なくとも一部）の距離を設定または制御し得る１つ以上のスペーサを含む。スペーサ層は、非アクティブ（非センサ）領域からの浮遊静電容量を最小化または軽減し得る。スペーサ層厚さは、０．１ｍｍ～５ｍｍ以上のオーダーであり得、距離がセンサ感度に影響を与えないほどの長さである。センサ（例えば、電極）のアレイは、環境安定性および耐湿性を提供するために、絶縁材料（例えば、誘電体材料）でパッケージ化され得る。パッケージ厚さは、５～２５０ミクロン以上のオーダーであり得る。同様に、任意選択的な接着剤および導電性層厚さは、数十ミクロンのオーダーであり得、典型的には、接着剤および導電性層それぞれについて７０および５ミクロン未満であり得る。
センサのパッケージ化されたアレイは、遮蔽層をさらに含み得る。さらに以下に記載されるように、１つ以上の絶縁層は、絶縁層を別の絶縁層に接着するなどして層が他の層に接着するように、その内面上に接着コーティングを有し得る。絶縁層は、ユーザの肌と接触するその外面上に導電性層を有し得る。導電性層は代替的に、２つの絶縁層間で挟まれ得る。導電性材料には、例えば、（例えば、ＰＥＴまたはポリイミド基板の）非導電性基板上にプリント、蒸着、スパッタリング、またはめっきされたアルミニウム、金、炭素、または銅が含まれ得る。絶縁層は、個々のセンサ回路を機械的に分離するために、およびパッケージ化されたセンサ回路の下の基板への順応性を増加させるために、１つ以上の場所で切り開かれ得る。それによって、基板は、ユーザの手首、手足、または他の体部分に順応するユーザ付属品として構成され配置され得る。
具体的な実験態様では、絶縁層４４４３、４４６０、および電極４４４５は、（市販のモレックス１５１６８－０１４７などの）フレキシブルフラットケーブル（ＦＦＣ／ＦＰＣ）のケーブルで形成されており、接着コーティングを有する絶縁層４４６０は、（市販のエイブリィ１５６６０などの）接着剤を有するポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）で形成されており、導電性材料を有する絶縁層４４４３は、（市販のセルプラストＣｅｌ－Ｍｅｔ４８ｇなどの）約２または２を超える光学濃度の蒸着アルミニウムを有する１２ミクロンのＰＥＴで形成されており、スペーサ層は、（市販のネクスケア７３１などの）フォームテープの層で形成されている。個々の電極は、それらの間に０．６２５ｍｍの空間を有する０．６２５ｍｍ幅であり得る。
異なる電極４４４５は、異なる容量性感度を有し得る。装置は、一部のセンサ回路であるが全てではないセンサのアクティブ部をカバーするスペーサ層を含み得る。センサ回路は、共通回路を通じたクロストークを防ぐかまたは軽減するために、読み取りのための分離された電子機器を有し得る。
（例えば、図２６Ａ～図２６Ｂ、図２７Ａ、図２７Ｃ～図２７Ｄ、図２９Ａ～図２９Ｂ、図３０Ａ～図３０Ｂ、および図３１Ｂを含む）本開示全体を通じて示されるようなセンサ回路の柔軟性または湾曲度は、圧力または静電容量の変化（例えば、静電容量の値の変化）を捕捉するのに十分であり得る。より具体的には、センサ回路の硬さの度合は、センサ回路の厚さおよび／または長さに反比例する（例えば、電極がより厚くまたはより長いと、より硬くなる）。柔軟性ならびに厚さ（および／または長さ）は、０．３キロパスカル（ｋＰａ）～１ｋＰａの圧力変化および／またはセンサ回路のベースの静電容量から±１５ピコファラド（ｐＦ）の範囲の静電容量の変化に対する感度を提供するのに十分であるように互いに対して構成され得る。より具体的な態様では、柔軟性ならびに厚さおよび／または長さは、０．５ｋＰａ～１ｋＰａの圧力変化に対する感度を提供するのに十分であるように互いに対して構成され得る。さらに、本明細書に記載されるように、静電容量の変化を示す圧力の変化の測定は、センサ回路が肌または他の表面に触れているときに検知され得る。検知された静電容量の変化は、電極がユーザの肌または他の表面と接触していない（しかし、１ｍｍ以内で離れている）ときに得られ得る。
図３０Ａ～図３０Ｂは、異なる容量性感度を有する複数の（例えば、４つの）電極を含むセンサのパッケージ化されたアレイを有する例示的な装置を示す。装置は、一部のセンサ回路（例えば、電極４５４７および４５４８）であるが全てではないセンサ回路（例えば、電極４５４９および４５５０でない）のアクティブ部をカバーするスペーサ層４５４５を含む。代替的におよび／またはさらに、センサ回路の一部（例えば、電極４５４９および４５５０）ならびに絶縁層４５４１、４５４３の一部は、（アクティブ部４５５１に近接する装置の端に対して）残りのセンサ（例えば、電極４５４７、４５４８）よりも短い長さである。センサ回路は、共通回路を通じたクロストークを防ぐかまたは軽減するために、読み取りのための分離された電子機器を有し得る。前述したように、１つ以上の絶縁層４５３０は、絶縁層４５３０を他の絶縁層４５４１、４５４４に接着するなどして絶縁層４５３０が他の層に接着するように、その内面上に接着コーティングを有し得る。他の絶縁層４５４４は、ユーザの肌と接触するその外面上に導電性層を有し得る。
図３０Ａは、４つの電極４５４７、４５４８、４５４９、４５５０を備える装置の上から下への（または鳥瞰）図を示す。示すように、センサアレイは、任意選択的な接地接続４５３１、４５４０と、任意選択的な能動的遮蔽接続４５３２、４５３５、４５３６、４５３９と、を含む。センサのアレイは、センサ接続４５３３、４５３４、４５３７、４５３８と、絶縁層４５４１、４５４３と、スペーサ層４５４５と、任意選択的な遮蔽および接着コーティングを有する追加の絶縁層４５４４、４５３０と、をさらに含む。絶縁層４５４１、４５４３は、個々のセンサ回路を機械的に分離するために、および詰め込まれたセンサの下の基板への順応性を増加させるために、１つ以上の場所４５４２で切り開かれ得る。
図３０Ｂは、図３０Ａに示す装置の側面図を示す。示すように、層は、内面上（例えば、絶縁層４５４１に近接する表面上）に接着コーティングを有する絶縁層４５３０と、絶縁層４５４１と、４つの電極４５４６（例えば、図３０Ａに示す電極４５４７、４５４８、４５４９、４５５０）と、別の絶縁層４５４３と、スペーサ層４５４５と、外面上（例えば、スペーサ層４５４５の反対側であり、および／またはスペーサ層４５４５に近接していない表面上）に導電性材料を有する別の絶縁層４５４４と、を含む。前述したように、装置は、アクティブ部４５５１を含む。
図３１Ａ～図３１Ｃは、本開示に従う装置を示す。特定の態様では、図３１Ｂおよび図３１Ｃに示すように、装置は、脈波形を検知するように構成され配置されたフレックスリボンセンサアレイ４６０２を有し得る。フレックスリボンセンサアレイ４６０２は、ユーザ４６０３の手首の周囲に配置され得る、図３１Ｃに示すようなリストバンド４６０４による空間内に保持され得る。図３１Ａに示すチャートは、特有の橈骨動脈の脈波形形状４６０１についての静電容量データを示す。例示的な実験態様では、バンドパスフィルタ（２０Ｈｚ／０．５Ｈｚ）は、データを処理するために使用され、計算される心拍数が７１ｂｐｍとなる。（Ｆｉｔｂｉｔ Ｃｈａｒｇｅ ＨＲ（商標）の）参照心拍数は、７０ｂｐｍであり、それは、センサ信号が心臓のサイクルを反映していることを示す。この態様について、フレックスリボンセンサアレイ４６０２は、ユーザの肌の隣でフラットに接触するように弾性のリストバンド４６０４によって保持される。様々な態様では、フレックスリボンセンサアレイとして、モレックス１５１６８－０１４７ＦＦＣジャンパケーブルが使用され得る。心拍数は、当該波形データのフーリエ変換から計算され得る。フレックスリボンセンサアレイ４６０２は、ブルートゥース近接検知回路（例えば、電気信号検知回路）に接続され得る。
図３２Ａ～図３２Ｃは、様々な実験態様に従う、装置を使用して収集される例示的なデータおよび動脈ラインを使用して収集されるデータを示す。（ユーザの左の橈骨脈点に近接して配置される）装置を使用して得られるデータは、右の橈骨動脈に埋め込まれる動脈ラインを使用して得られるデータを追跡し、および／またはよく似ている。図３２Ａは、様々な態様に従う装置によって得られるデータ４１７７３が、動脈ラインによって得られるデータ４１７７２によく似ていることを示す。さらなる例示のために別々に、図３２Ｂは、データ４１７７３（例えば、波形）を示し、図３３Ｃは、データ４１７７２を示す。
図３３Ａ～図３３Ｃは、様々な実験態様に従う、装置を使用して収集される例示的な脈波形データおよび動脈ラインを使用して収集される例示的な脈波形データを示す。（ユーザの左の橈骨脈点に近接して配置される）装置を使用して得られるデータは、右の橈骨動脈に埋め込まれる動脈ラインを使用して得られるデータを追跡し、および／またはよく似ている。心拍数は、脈の長さを測定することによって、鼓動ごとの解析において決定され得る。心拍数変動は、個々の心拍数値の分布から決定され得る。図３３Ａは、装置によって得られる脈波形データ４１８７７が、動脈ラインによって得られる脈波形データ４１８７５によく似得ることを示す。さらなる例示のために別々に、図３３Ｂは、脈波形データ４１８７７（例えば、波形）を示し、図３３Ｃは、脈波形データ４１８７５を示す。
図３４Ａ～図３４Ｃは、様々な実験態様に従う、装置を使用して収集されるような心拍数および血圧の変化、ならびに動脈ラインを使用して収集されるような心拍数および血圧の変化の例を示す。様々な態様では、心拍数および血圧のパターンおよび異常が追跡および／または監視され得る。当該パターンおよび／または異常は、状態の中でも特に、心房細動、高血圧、末梢血管疾患、大動脈逆流、大動脈弁狭窄、および／または左心室閉塞などの様々な健康状態を示し得る。（ユーザの左の脈点に近接して配置される）装置を使用して得られるデータは、右の橈骨動脈に埋め込まれる動脈ラインを使用して得られるデータを追跡し、および／またはよく似得る。図３４Ａは、様々な態様に従う装置によって得られるデータ４１９８１が、動脈ラインによって得られるデータ４１９７９によく似ていることを示す。さらなる例示のために別々に、図３４Ｂは、データ４１９８１（例えば、波形）を示し、図３４Ｃは、データ４１９７９を示す。
示して前述したように、脈波形は、様々な血行動態パラメータを決定するために使用され得る。例えば、脈波形の形状および他の特徴は、血圧に相関し得る。他の態様では、心拍数および心臓の変動は、各々の脈のタイミングを決定することによって得られ得る。さらに、血圧の変化は、（膨らますことができるカフデータに対して較正される動脈ラインなどで）まずデータを較正することによって監視され得る。
様々な異なる技術が、脈波形を解析するために、および／または様々な血行動態パラメータを決定するために使用され得、特徴解析および数値流体力学技術を含む。例えば、血行動態の現象に起因する特徴は、血圧、動脈の硬さ、および他の血行動態パラメータに相関し得る。血行動態の現象に起因する特徴に関する、より一般的で具体的な情報について、２０１７年１月３１日のＪＲＳＭ心血管疾患１．４（２０１２）：ｃｖｄ．２０１２．０１２０１６、ＰＭＣ、ウェブ、Ｃｅｃｅｌｉａ，ＭａｒｉｎａおよびＰｈｉｌ Ｃｈｏｗｉｅｎｃｚｙｋ．の「心血管疾患での動脈の硬さの役割（Role of Arterial Stiffess in Cardiovascular Disease.）」、２０１４年６月１日発行の応用生理学のジャーナルＶｏｌ．ｌ６、ｎｏ．１１、１３９６－１４０４、Ｄａｖｉｄ Ａ．Ｄｏｎｌｅｙらの「有酸素運動訓練はメタボリックシンドロームでの動脈の硬さを低減する（Aerobic exercise training reduces arterial stiffness in metabolic syndrome）」、医用生体工学オンライン１３．１（２０１４）：９６、Ｂａｒｕｃｈ，Ｍａｒｔｉｎ Ｃらの「中心動脈血圧を使用する脈分解解析アルゴリズムの検証（Validation of the pulse decomposition analysis algorithm using central arterial blood pressure.）」、ならびに高血圧５１．１（２００８）：１１２－１１８、Ｍｕｎｉｒ，Ｓｈａｈｚａｄらの「末梢の増大係数は中心および末梢の脈圧の間の関係を定義する（Peripheral augmentation index defines the relationship between central and peripheral pulse pressure.）」への参照が行われ、その各々は、本明細書に完全に組み込まれる。別の例として、増大係数（ＡＩ）（末梢の第２の収縮期血圧（ｐＳＢＰ２）－拡張期血圧（ＤＢＰ））／（末梢の収縮期血圧（ｐＳＢＰ）－ＤＢＰ）は、動脈の硬さについてのマーカーとして使用され得、末梢および中心ピーク血圧（ｐＰＰおよびｃＰＰ）の両方に相関し得る。ＡＩは、正規化されたパラメータであり、絶対較正なしで解析され得る。数値流体力学技術は、インダクタコンデンサ抵抗器（ＬＣＲ）回路として、および／または弾性の管網として、脈管構造を脈波速度および／または波形形状などの計算パラメータにモデル化することを含み得る。血行動態パラメータを決定するために使用される数値流体力学に関連する、より一般的で具体的な情報について、韓国循環器ジャーナル４１．８（２０１１）：４２３－４３０、Ｌｅｅ，Ｂｙｏｕｎｇ－Ｋｗｏｎ．の「心血管疾患での数値流体力学（Computational fluid dynamics in cardiovascular disease.）」、ならびに医用生体光学エキスプレス７、３００７－３０２０（２０１６）、Ｘｉａｏｍａｎ ＸｉｎｇおよびＭｉｎｇｓｈａｎ Ｓｕｎの「フォトプレチィスモグラフィおよびＦＦＴベースのニューラルネットワークでの光学血圧推定（Optical blood pressure estimation with photoplethysmography and FFT-based neural networks,）」への参照が行われ、その各々は、参照により本明細書に完全に組み込まれる。（ＰＰＧによって得られる）脈波形と血圧との間の関係を導出するために使用され得る１つのモデルは、以下を含む。ここで、ｇは、血管壁の係数Ｅによって定義される。
Figure 2022550891000002
例えば、正規化された波形は、以下によって与えられ得る。
Figure 2022550891000003
脈波形を血圧値に相関させるために様々な技術が使用され得る。脈波形の血圧値への相関に関連する、より一般的で具体的な情報について、医用生体光学エキスプレス７．８（２０１６）：３００７－３０２０、Ｘｉｎｇ，ＸｉａｏｍａｎおよびＭｉｎｇｓｈａｎ Ｓｕｎ．の「フォトプレチィスモグラフィおよびＦＦＴベースのニューラルネットワークでの光学血圧推定（Optical Blood Pressure Estimation with Photoplethysmography and FFT-Based Neural Networks.）」、ならびにhttp://cs229.stanford.edu/proj2014/Sharath%20Ananth,Blood%20Pressure%20Detection%20from%20PPG.pdfへの参照が行われ、その各々は、参照により本明細書に完全に組み込まれる。
用途
本明細書に記載の図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６、および図２１～図２４に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００のうちのいずれか１つを使用して、患者の体から信号を検出するための近接センサおよびファームウェアを備えるセンサバンド１８００、１９００装置の用途は、以下を含む。
血圧測定値－時系列値およびトレンドの両方についての収縮期、拡張期、平均動脈圧、脈圧、およびそれらの変動、
ドップラー測定値の代わりとしての脈波または心臓の鼓動を調べる血管チェック、
子癇前症の始まり、ＩＣＵでの低血圧発症、頭部外傷の軽減のための入院前の低血圧、入院後または家庭高血圧発症、透析中の低血圧、夜間の高血圧、仮面高血圧、心房細動、心室性期外収縮、および他の心拍数不整、脱水症などの状態についての血圧および心拍数トレンドの監視、
末梢の動脈疾患、血管合併症、不十分な血流、または大動脈の狭窄などの心臓の不具合を診断するために、足首－上腕指数テストと同様の血圧の比、もしくは脈高値、または異なる場所で得られる脈波形形状の比較から導出される他のメトリックを使用する、例えば、上方および下方の体の間の複数の脈点での測定値による循環の比較、ならびに、
合併症または手術処置の有効性を決定するための血圧もしくは脈高値のトレンド、または脈波形形状の変化を使用する循環時間解析。
動脈ラインデータと同じように、脈波形形状を通じた心血管システムに関する他のより詳細な情報は、心拍数、心拍数変動、心臓の出力、および呼吸速度に関連している。
子癇前症などの高血圧疾患についての血圧および心拍数トレンドの監視は、最大１５％の妊娠に影響を及ぼし、毎年、２６０万の早産、５０万の乳児死亡、および４０％の母体死亡に寄与する。したがって、妊娠の第３三半期の間の低コストで使用するのが容易なＢＰ監視の未対処の必要性が存在する。
センサバンド回路モジュール２００８からデータ受信機回路モジュール２０１２によって受信される脈波形の形状は、直接的に、または機械学習分類モデルを通じて、一部の疾患状態についてのバイオマーカーとして使用され得る。例えば、図３５および図３６を参照すると、名目上健康な妊婦対合併症で入院した妊婦の脈波形形状の差があるという一部の証拠が存在する。データ受信機回路モジュール２０１２によって実行されるアルゴリズムは、健康な妊婦および重症治療での非妊婦について適度に十分な脈波形形状の作用から血圧値を抽出する。しかしながら、重症治療で入院した妊婦についてのデータは、決定的でなく、妊娠の一部の高血圧疾患が妊娠中に生じる血管変化によるものであることが想定されるため、予期され得る脈波形の形状に差があることを意味する。
図３５は、様々な実験態様に従う、センサデータから計算される収縮期血圧（ｓＢＰ）対動脈ラインｓＢＰのグラフである。図３６は、様々な実験態様に従う、収縮期血圧（ｓＢＰ）対経過時間のグラフである。図３５および図３６を参照すると、機械学習モデルは、ＭＩＭＩＣ－ＩＩＩデータベースからキュレーションされる動脈ラインデータから収縮期血圧（ｓＢＰ）値を抽出するように訓練された。訓練セットは、４０４０人の重篤疾患患者の各々からランダムに選択される２００個の縦断的サンプルを備えた。
グラフ３００２では、このモデルから決定されるｓＢＰ値は、年齢４５歳未満の１７４人の重篤疾患女性について示されている。強調されたデータ点３０１２、３０１４、３０１６は、この集団内の３集団の女性についてであり、当該女性は、彼女らの在院中に妊娠の合併症を示す診断コードを有していた。残りの点３０１８は、妊娠に関連する診断コードを有していなかった１７１人の患者についてである。データ点３０１２は、妊娠期間２２週で稽留流産を経験した女性を表す。彼女はまた、高血圧慢性腎臓病、ＣＨＦ、およびループスを経験した。データ点３０１４は、双子を産み、重度の子癇前症およびその合併症を経験した女性を表す。データ点３０１６は、他の問題と共に、自然流産および良性本態性高血圧を経験した女性を表す。
グラフ３００２によれば、モデルは、重篤疾患妊婦について血圧値を予測できないが、重篤疾患の非妊婦についての導出された血圧は、精度についてのＦＤＡガイドラインを満たしている。
モデルはまた、２人の名目上健康な妊婦についてセンサデータ３０２６、３０２８から血圧値を導出するために使用された。結果は、３００６で経過時間の関数として２４時間自由行動下血圧測定（ＡＢＰＭ）と同時に取られる上腕のカフ測定値３０３０に対して比較される。データ３０２６は、第３三半期の健康な女性を表し、データ３０２８は、第２三半期の健康な女性を表す。両方の場合で、モデルが、精度についてのＦＤＡガイドライン内で時間の関数としてカフ値を追跡する血圧値を提供することが明確である。

アルゴリズム
品質モデル
図２５に戻って参照すると、データ受信機２００４は、本明細書で以下により詳細に記載されるように、アルゴリズム２０１６を実行して、信号品質を格付けし、信号フィルタリングを提供し、回帰係数モデル、脈波形品質モデル、信号対ノイズ比モデル、カルマンおよび粒子フィルタモデル、人工ニューラルネットワークを含む品質モデルを計算し、較正またはアンカー点を使用するために、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の１つ以上の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００を備えるセンサバンド２００２から受信される信号またはデータを処理するように構成され得る。
回帰係数モデル
脈ごとに同期された動脈およびセンサデータは、センサデータ品質のメトリックとして使用され得る回帰係数を決定するために使用される。アルゴリズム２０１６が、グラウンドトゥルース値としての当該回帰係数でセンサバンド回路モジュール２００８によって提供される（２０２６）センサデータで訓練されるとき、ネットワークは、その後のセンサデータが動脈ラインデータに相関する可能性を予測するために使用され得る。この可能性は、センサ脈波形データから血圧および他の血行動態の値を抽出するために使用されるアルゴリズム２０１８内に供給されるセンサデータをフィルタリングするための品質メトリックとして使用され得る。代替的に、それは、抽出された血圧値の信頼レベルを推定するために使用され得る。
脈波形品質モデル
データ受信機２００４は、２次ピークの分解能、信号対ノイズレベル、ベースライン変動の欠如、またはモーションアーチファクトなどの脈波形の特徴に基づくルーブリックから品質評価で別のタイプの品質モデルを訓練するように構成され得る。一例では、脈波形は、このルーブリック、およびグラウンドトゥルース値として使用される評価を用いて脈波形データで訓練される畳み込みニューラルネットワークで視覚的に評価され得る。次いで、このモデルは、その後のセンサデータについての品質評価を提供するために使用され得る。予測された回帰係数のように、品質評価は、使用のためにセンサデータをフィルタリングして、血圧値を抽出するか、または抽出された値についての信頼レベルを推定するために使用され得る。
代替的に、波形は、異なる正準形状に分類され得る。次いで、分類モデルは、各々の新しい脈波形についての波形形状のクラスを識別するために使用され得る。次いで、この分類は、血圧値がその脈波形から抽出され得るかどうか、および／またはどのモデルを使用するかを決定するために使用され得る。
信号対ノイズ比モデル
データ受信機２００４は、デジタルフィルタ処理技術を実装するように構成され得る。一態様では、別のタイプの品質モデルは、フーリエフィルタリングに基づき得る。この場合、データ受信機２００４は、受信されたセンサデータのフーリエ変換を取るように構成され得る。バンドストップフィルタは、より低い周波数での呼吸モードおよびより高い周波数での振動換気ノイズなどの周期ノイズを除去するために使用され得る。当該技術で既知であるように、信号電力は、心拍数の１次周波数を識別すること、および複数のより高い調波（信号データ）と共にそのピークにおいて統合することによって計算され得る。残りのデータは、ノイズ電力値を決定するために統合され得る。信号電力対ノイズ電力の比は、センサデータの一般的な品質を示すメトリックを生み出す。スライディングデータウィンドウで計算されるとき、信号対ノイズ比（ＳＮＲ）は、時間の関数として決定され得、次いで、さらなる処理のためにセンサデータをフィルタリング／選択するために使用され得る。代替的に、１次周波数およびそのより高い調波から再構築される信号データは、ＢＰアルゴリズムから血圧値を導出するために使用され得る。
カルマンおよび粒子フィルタモデル
データ受信機２００４は、カルマンおよび粒子フィルタを実装するように構成され得、その結果、受信されたセンサデータは、電子ノイズおよび動きによるものなどの他の周期信号および他のアーチファクトから脈波形を分離するために当該カルマンおよび粒子フィルタを受け得る。分離された脈波形データは、血圧値を抽出するためにＢＰアルゴリズムで使用され得る。当該モデルの適合パラメータは、信号品質についてのメトリックとして使用され得る。他の振動信号、例えば呼吸速度のパラメータは、ＢＰモデルへの入力として、または医療チームのための情報として有用であり得る。一態様では、呼吸速度は、体の動きから測定され得、他の態様では、脈波形から測定され得る。
上記の品質モデルのうちのいずれかはまた、どのタイプの信号処理が、データを修正して、予測される血圧値の精度を改善するために必要とされ得るかを決定するために使用され得る。例えば、バンドパスフィルタで使用される周波数の範囲は、モーションアーチファクトまたはノイズ信号をより多くフィルタリングするために、品質メトリックのより低い値について低減され得る。別の例では、センサデータは、呼吸モードまたは高頻度振動換気による２次周波数を有するデータのクラスに属し得、この周波数を有するデータは、バンドストップフィルタでフィルタリングされる。
血圧モデル
人工ニューラルネットワーク
データ受信機２００４は、正規化された脈波形形状から血圧値を導出するために、人工ニューラルネットワーク（ＮＮ）を実装するように構成され得る。特徴ベースの回帰モデルと組み合わされる、予め訓練された畳み込みニューラルネットワークの使用は、この用途について有利であり得る。性別、年齢、身長、および体重などの人口統計の取り込みも有利であり得る。
ＮＮコードは、新しいモデルパラメータの容易な導入を可能にするためにモジュール方法で構造化され得る。センサデータの動脈ラインデータとの高い相関（例えば、ＷＯ２０１７／１７２９７８Ａ１での図１７～図１９）のため、動脈ラインデータは、機械学習アルゴリズムのために使用される訓練セットを強化するために使用され得る。これの利点は、数千の個人について、彼らが種々の薬物療法および他の治療を受け入れている長期間に、広範囲の人口統計でサンプリングすることを可能にする利用可能なデータの広さである。センサデータと同時に取られる動脈ラインデータは、脈ごとにセンサデータについてグラウンドトゥルース値を導出するために使用され得、各々の個人に数百万のデータグラウンドトゥルースペアを提供する。動脈ラインおよびセンサの両方からのデータは、動き、スケーリング誤差、または信号圧縮誤差によるアーチファクトを除去するためにキュレーションを必要とし得る。動脈ラインデータはまた、データを除去するためにキュレーションされ得、ここで、動脈ラインの位置は、それを不足減衰または過減衰させ、それは、報告される収縮期および拡張期血圧値の精度に影響を及ぼし得る。我々は、不足減衰波形の自動検出を可能にするアルゴリズムを開発した。
較正またはアンカー点の使用
較正されていないモデルが、入力として、正規化されたセンサ脈波データのみを使用して発明者によって開発されてきたが、一部の状況では、抽出される血圧値の精度を改善するために外部のデータを使用することが有利であり得る。例えば、年齢、性別、身長、および体重などの人口統計情報、ならびに高頻度振動換気、循環補助デバイス、または透析などの医療治療に関する情報は、モデル間で、または特定のモデルでの入力として選択するために使用され得る。新生児について、出生時体重または妊娠年齢もモデルへの入力として使用され得る。
センサデータ収集の開始時の、１つ以上の膨らますことができるカフ測定値の使用も、一部のモデルへの入力として使用され得る。センサデータ収集の過程の間、モデルへの入力として周期的なカフ測定値を使用することも有利であり得る。
モデルはまた、センサが適用され、次いで複数の位置で使用される規定の開始計画から得られる入力を含み得る。例えば、手首着用センサについての１つの当該計画は、一定の期間、例えば５～２０秒、腕を上に、下に、およびまっすぐ、各々の位置で保持することであり得る。当該３つの位置でのセンサの相対的な位置を伝えて、当該センサ位置に基づく補正因子を、センサデータから抽出される血圧値に適用することによってセンサデータについての較正因子を決定するために、高度計が使用され得る。
様々な態様では、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００、および／または図２１～図２４と関連して記載されるセンサバンド１８００、１９００は、車両または人工呼吸器の振動などのモーションアーチファクトを低減するために、付属デバイスに接続され得る。付属デバイスは、振動分離の光学ベンチの概念と同様に、環境の動きからデバイスを分離するために、減衰（例えば、粘弾性）材料のパッドを含み得る。減衰は、周波数依存であり得、特定のタイプの振動に調整され得る。振動減衰材料は、振動を減衰させ得るか、またはモーションアーチファクトを軽減し得る。振動減衰パッドは、センサパッド１８００、１９００（図２１～図２４）が取り付けられる腕または脚の下に配置され得るか、または患者のすぐ下でマットレス／シートパッドとして使用され得る。
方法
図３７～図３９に示す以下の方法５０００、６０００、７０００は、本明細書で詳細に上述した近接センサ回路、電気信号検知回路、および信号処理回路に対応付けられたハードウェアを使用して実装され得る。１つ以上の近接センサ回路、電気信号検知回路、および信号処理回路は、測定される表面の近くに／その表面上に配置された単一の電極を使用することによってユーザの生理的変化を監視する手法で構成されたセンサ回路で、ユーザの血行動態の変化（または脈波形）を検知するように構成され配置され得る。当該態様および他の態様は、上記のハードウェアおよび下記の方法のうちの１つ以上と一致して血行動態の変化を検知するように構成された近接センサ回路、電気信号検知回路、および信号処理回路を採用する。したがって、下記の方法の説明では、図１～図３１Ｂ、Ｃの説明でのハードウェア、ならびに図３１Ａおよび図３２Ａ～図３５のデータへの参照が行われ得る。
特に、方法５０００、６０００、７０００の各々は、非侵襲の手法で、リアルタイムに１つ以上の生理的パラメータを監視するために採用され得る、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００のうちのいずれか１つに接続された、図２５および図２８に記載されるような回路２０００によって実装され得る。回路２０００は、図１～図８、図１２、図１３、図１５、図１６に記載の近接センサ１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、１０００、１１００、１２００、１３００（１００～１３００）のうちのいずれか１つを使用して、患者の体から信号を検出するためのセンサ回路モジュール２００８（例えば、プリント回路基板アセンブリ（ＰＣＢＡ）およびファームウェア）を備えるセンサバンド２００２を備える。一態様では、近接センサによって検出される信号は、本明細書で以下に記載される中でも特に、例えば、血圧を含む１つ以上の生理的パラメータを表す脈波形である。一態様では、回路モジュール２００８は、図２５に記載されるように、センサ回路４３２４と、変換回路４３２６と、を備える。センサ回路４３２４は、少なくとも１つの電極を含み、変換回路４３２６に接続されている。変換回路４３２６は任意選択的に、電気信号検知回路４３２７を実装して、変換回路４３２６から受信される信号を処理するためにハードウェアおよびソフトウェアを含む回路モジュール２０１２を備えるデータ受信機２００４に無線で接続されている。一態様では、受信機回路モジュール２０１２の電気信号検知回路４３２７は、変換回路４３２６から受信される信号を処理するように構成されている。通信回路４３３０は、信号の追加の処理のためにクラウドと通信し得、データモニタ２００６などの外部のモニタと通信し得る。
図３７は、本開示の少なくとも一態様に従う、血行動態の監視のための方法５０００を示す。方法５０００は、ユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上に配置される少なくとも１つの電極１００～１３００を備えるセンサ回路４３２４、センサ回路４３２４から信号を受信し、検知された静電容量信号をデジタル信号に変換し、デジタル信号を処理するために信号検知回路４３２７にデジタル信号を提供するための変換回路４３２６を備えるセンサバンド２００２などのウェアラブル装置を介した血行動態の監視を含む。方法５０００は、図３７と共に図２５および図２８を参照して本明細書で以下に記載される。
方法５０００によれば、センサ回路４３２４は、電極１００～１３００とユーザの肌との間の静電容量信号の変化を検知する（５００２）。ここで、静電容量信号の変化は、脈波事象、または血管内の圧力もしくは血流の変化（例えば、血行動態）に起因し得る圧力および／または電場変調を表す。変換回路４３２６は、例えば、検知された（５００２）静電容量信号の変化および／または圧力を示すデジタル信号に、検知された静電容量信号を変換し（５００４）、デジタル信号処理および／または通信のためにデジタル信号を信号検知回路４３２７に提供する（５００６）。脈波事象により、ユーザの肌と電極との間の距離が変化し得、および／または血管の周囲の電場分布が変化し得、センサ回路を使用して測定される静電容量が相対的に変化することになる。信号検知回路４３２７は、経時的な静電容量の変化を表すデジタル信号を処理し（５００８）、脈波形を生成および／または決定する。信号検知回路４３２７は、脈波形データを様々な血行動態パラメータと相関させ（５０１０）、脈波形データを処理し（５０１２）、時系列値およびトレンドの両方について、特に、心拍数、血圧、例えば収縮期および拡張期圧、平均動脈圧、脈圧、動脈の硬さ、および／もしくは血液量、またはそれらの組合せ、ならびにそれらの変動を決定する（５０１４）。
一態様では、方法５０００は、ドップラー測定値の代わりとして、脈波または心臓の鼓動を測定することを含む。別の態様では、方法５０００は、複数の脈点を測定することと、循環の比較を提供することと、を含む。別の態様では、方法５０００は、血圧もしくは脈高値のトレンド、または脈波形形状の変化を使用する循環時間解析を通じて合併症または手術処置の有効性を決定することを含む。
方法５０００は、ユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上にセンサ回路４３２４の少なくとも１つの電極１００～１３００を配置することと、脈波事象を検知することと、をさらに含む。方法５０００に従って、電極１００～１３００は、ユーザの肌と接触し、および／またはそれと近接し得る。一部の態様では、電極１００～１３００は、機械的な拘束（例えば、リストバンド、弾性適合バンド、もしくは衣類物品）および／または接着剤を使用してユーザ上に（接触しているか否かに関わらず）拘束される。電極１００～１３００は、血管の近くに、好ましくは、橈骨、上腕、頸動脈、脛骨、および側頭の脈点などであるが、これらに限定されない触知可能な脈点の近くに配置され得る。
方法５０００に従って、少なくとも１つのセンサ回路４３２４は、電気信号検知回路４３２７に電気信号（例えば、デジタル）を提供するために変換回路４３２６の一部として配置された複数の電極１００～１３００を備え、電気信号は、ユーザの肌と電極１００～１３００との間の距離、圧力および／または電場の変調に反応し、且つ血行動態または脈波事象に起因し得る静電容量の変化を示す。様々な関連の態様では、複数のセンサ回路４３２４は、機械的に分離され、および／またはアレイ（例えば、センサアレイ）で配置され得る。センサ回路４３２４の各々は、本明細書にさらに記載されるような構造の中でも特に、異なる外形、誘電体層、場所、感度を有するようになど、異なって構築され得る。
図３８Ａ～図３８Ｄは、本開示の少なくとも一態様に従う、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理するための方法６０００を示す。方法６０００は、ユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上に配置される少なくとも１つの電極１００～１３００を備えるセンサ回路４３２４、センサ回路４３２４から信号を受信し、信号をデジタル信号に変換し、デジタル信号を処理するために信号検知回路４３２７にデジタル信号を提供するための変換回路４３２６を備えるセンサバンド２００２などのウェアラブル装置を介して、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理することを含む。
図３８Ａを参照すると、一態様では、方法６０００によれば、センサ回路４３２４は、電極１００～１３００とユーザの肌との間の静電容量信号の変化を検知する（６００２）。ここで、静電容量信号の変化は、脈波事象、または血管内の圧力もしくは血流の変化（例えば、血行動態）に起因し得る圧力および／または電場変調を表す。変換回路４３２６は、例えば、検知された（６００２）静電容量信号の変化および／または圧力を示すデジタル信号に、検知された静電容量信号を変換し（６００４）、デジタル信号処理および／または通信のためにデジタル信号を信号検知回路４３２７に提供する（６００６）。脈波事象により、ユーザの肌と電極１００～１３００との間の距離が変化し得、および／または血管の周囲の電場分布が変化し得、センサ回路４３２４を使用して測定される静電容量が相対的に変化することになる。信号検知回路４３２７は、経時的な静電容量の変化を表すデジタル信号を処理し（６００８）、脈波形を生成および／または決定する。
図３８Ｂを参照すると、一態様では、方法６０００によれば、信号検知回路４３２７は、変換回路４３２６から脈波形データを受信し、信号検知回路４３２７によって受信される、検知された生理的パラメータに対応付けられるデジタルデータに基づいて、回帰係数モデルを実装する（６０１０）。検知された生理的パラメータは、時系列値およびトレンドの両方について、心拍数、血圧、例えば収縮期および拡張期圧、平均動脈圧、脈圧、動脈の硬さ、および／もしくは血液量、またはそれらの組合せ、ならびにそれらの変動を含む。信号検知回路４３２７は、脈ごとに同期された動脈およびセンサデータを使用して、センサおよび参照動脈ラインデータの間の回帰係数を決定する（６０１２）。次いで、信号検知回路４３２７は、センサデータ品質のメトリックとして回帰係数を採用する（６０１４）。
継続して図３８Ｂを参照すると、一態様では、方法６０００によれば、信号検知回路４３２７は、グラウンドトゥルース値としての回帰係数を用いてセンサデータで訓練されるニューラルネットワークを採用する（６０１６）。ニューラルネットワークは、その後のセンサデータが、同時に取られる場合に動脈ラインデータに相関する可能性を予測する（６０１８）ために、信号検知回路４３２７によって採用される。信号検知回路４３２７は、センサ脈波形データから血圧値を抽出するためにアルゴリズム内に供給されるセンサデータをフィルタリングするための品質メトリックとして当該可能性を採用する（６０２０）。信号検知回路４３２７は、当該可能性に基づいて、抽出された血圧値の信頼レベルを推定する（６０２２）。
図３８Ｃを参照すると、一態様では、方法６０００によれば、信号検知回路４３２７は、受信されたセンサデータに基づいて、脈波形品質モデルを実装する（６０２４）。信号検知回路４３２７は、２次ピークの分解能、信号対ノイズレベル、ベースライン変動の欠如、もしくはモーションアーチファクト、またはそれらの組合せなどの脈波形の特徴に基づくルーブリックから品質評価で訓練する（６０２６）。信号検知回路４３２７は、脈波形データを視覚的に評価し（６０２８）、グラウンドトゥルース値として使用される評価を用いて脈波形データで畳み込みニューラルネットワークを訓練する（６０３０）。一態様では、方法６０００によれば、信号検知回路４３２７は、使用のためにセンサデータをフィルタリングして、血圧値を抽出するか、または抽出された値についての信頼レベルを推定するために、その後のセンサデータについての品質評価を提供する（６０３２）。一態様では、方法６０００によれば、信号検知回路４３２７は、各々の新しい脈波形についての波形形状のクラスを識別して、血圧値がその脈波形から抽出され得るかどうか、および／またはどのモデルを使用するかを決定するために、脈波形データを異なる正準形状に分類する（６０３４）。
図３８Ｄを参照すると、一態様では、方法６０００によれば、信号検知回路４３２７は、受信されたセンサデータに基づいて、信号対ノイズ比モデルを実装する（６０３６）。信号検知回路４３２７は、受信されたセンサデータのフーリエ変換に基づくフーリエフィルタに基づいて品質モデルを実装する（６０３８）。一態様では、信号検知回路４３２７は、より低い周波数での呼吸モードおよびより高い周波数での振動換気ノイズなどの周期ノイズを除去するために、バンドストップフィルタを実装する（６０４０）。一態様では、信号検知回路４３２７は、心拍数に対応付けられる１次周波数を識別すること、および信号データの複数のより高い調波と共に信号電力のピークにおいて統合することによって、センサデータ信号電力を計算する（６０４２）。信号検知回路４３２７は、信号データの複数のより高い調波と共に信号電力のピークにおいて統合する（６０４４）。信号検知回路４３２７は、ノイズ電力値を決定するために残りのデータを統合し（６０４６）、一般的な品質センサデータを示すメトリックを生み出すために、信号電力対ノイズ電力の比を計算する（６０４８）。一態様では、信号検知回路４３２７は、時間の関数として信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を決定して、さらなる処理のために、受信されたセンサデータをフィルタリング／選択するために、スライディングデータウィンドウで信号電力対ノイズ電力の比を計算する（６０５０）。一態様では、信号検知回路４３２７は、血圧値を導出するために、より高い調波を採用して１次周波数からセンサ信号データを再構築する（６０５２）。
継続して図３８Ｄを参照すると、一態様では、方法６０００によれば、検知信号回路４３２７は、受信されたセンサデータに基づいて、カルマンおよび粒子フィルタモデルを実装する（６０５４）。信号検知回路４３２７は、電子ノイズおよび動きによる他の周期信号および他のアーチファクトから脈波形を分離するためにカルマンおよび粒子フィルタを受けるセンサデータを処理する（６０５６）。信号検知回路４３２７は、血圧値を抽出するために脈波形データを分離する（６０５８）。
図３９Ａ～図３９Ｃは、本開示の少なくとも一態様に従う、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理するための方法７０００を示す。方法７０００は、ユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上に配置される少なくとも１つの電極１００～１３００を備えるセンサ回路４３２４、センサ回路４３２４から信号を受信し、信号をデジタル信号に変換し、デジタル信号を処理するために信号検知回路４３２７にデジタル信号を提供するための変換回路４３２６を備えるセンサバンド２００２などのウェアラブル装置を介して、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理することを含む。
図３９Ａを参照すると、一態様では、方法７０００によれば、センサ回路４３２４は、電極１００～１３００とユーザの肌との間の静電容量信号の変化を検知する（７００２）。ここで、静電容量信号の変化は、脈波事象、または血管内の圧力もしくは血流の変化（例えば、血行動態）に起因し得る圧力および／または電場変調を表す。変換回路４３２６は、例えば、デジタル信号処理および／または通信のために信号検知回路４３２７に提供される（７００４）、検知された（７００２）静電容量信号の変化および／または圧力を示すデジタル信号に、検知された静電容量信号を変換する。脈波事象により、ユーザの肌と電極１００～１３００との間の距離が変化し得、および／または血管の周囲の電場分布が変化し得、センサ回路４３２４を使用して測定される静電容量が相対的に変化することになる。信号検知回路４３２７は、経時的な静電容量の変化を表すデジタル信号を処理し（７００６）、脈波形を生成および／または決定する。信号検知回路４３２７は、信号検知回路４３２７によって受信される、検知された生理的パラメータに対応付けられるデジタルデータに基づいて、１つ以上の血圧モデルを実装する（７００８）。
図３９Ｂを参照すると、一態様では、方法７０００によれば、信号検知回路４３２７は、人工ニューラルネットワークを実装し（７０１２）、正規化された脈波形形状から血圧および／または他の血行動態の値を導出するために、人工ニューラルネットワークを採用する（７０１４）。信号検知回路４３２７は、特徴ベースの回帰モデルと組み合わされる、予め訓練された畳み込みニューラルネットワークを採用する（７０１６）。信号検知回路４３２７は、新しいモデルパラメータの導入を可能にするためにモジュール方法でニューラルネットワークコードを構造化する（７０１８）。一部の場合、信号検知回路４３２７はまた、脈ごとにセンサデータについてグラウンドトゥルース値を導出するために、センサデータと同時に動脈ラインデータを測定する（７０２０）ように構成され得る。信号検知回路４３２７は、動き、スケーリング誤差、もしくは信号圧縮誤差、またはそれらの組合せによるアーチファクトを除去するために脈波形データをキュレーションし（７０２２）、報告される収縮期および拡張期血圧値７０２６の精度を改善するために動脈ラインが不足減衰または過減衰されるデータを除去するために動脈ラインデータをキュレーションする（７０２４）。信号検知回路４３２７はまた、ベッドのそばのモニタ上に表示され、且つ動脈ライン変換器からのデータと同じ手法で病院の電子医療記録に入力され得る［アナログ］出力に、７０１２によって受信および処理されるデジタルデータを変換するように構成され得る。
図３９Ｃを参照すると、一態様では、方法７０００によれば、信号検知回路４３２７は、較正もしくはアンカー点を実装し（７０２８）、および／または抽出される血圧値の精度を改善するために外部のデータを採用する（７０３０）。外部のデータは、年齢、性別、身長、および体重などの人口統計情報と、高頻度振動換気、循環補助デバイス、透析、出生時体重、もしくは妊娠年齢、またはそれらの任意の組合せなどの医療治療に関する情報と、を含む。信号検知回路４３２７は、モデルへの入力としてセンサデータ収集の開始時に１つ以上の膨らますことができるカフ測定値を採用し（７０３２）、センサデータ収集の過程の間、モデルへの入力として周期的なカフ測定値を採用し（７０３４）、および／またはセンサデータが適用され、次いで複数の位置で使用される規定の開始計画から得られる入力を採用する（７０３６）。
実施例
本明細書に記載される主題の様々な態様が、以下の番号付けされた実施例で述べられる。
実施例１ 内面および外面を備える第１の誘電体層と、第１の誘電体層の内面または外面の一方に近接して位置する電気導電性層と、外面を備える電極であって、電極の外面は、第１の誘電体層の内面に近接して位置している電極と、を備え、電極の外面および電気導電性層は、ギャップを画定する、近接センサ。
実施例２ 電気導電性層は、第１の誘電体層の外面に近接して位置しており、電極は、第１の誘電体層の内面に近接して位置しており、電極は、内面および外面を備え、電極の外面は、第１の誘電体層の内面に近接して位置しており、電極の外面および電気導電性層は、ギャップを画定する、実施例１の近接センサ。
実施例３ 第１の誘電体層は、最大１５０μｍの厚さを有する、実施例１～２のいずれか１つの近接センサ。
実施例４ 基板と、第２の誘電体層と、をさらに備え、第２の誘電体層は、内面および外面を備え、第２の誘電体層は、電極の内面と基板との間に配置されている、実施例１～３のいずれか１つの近接センサ。
実施例５ 基板と第２の誘電体層の内面との間に位置する接着層をさらに備える、実施例４の近接センサ。
実施例６ 電極と電子回路との間に電気接続を提供するために電極に電気的に接続された電気導電性素子と、内面および外面を備える接着層であって、接着層は、第１の誘電体層の内面と電気導電性素子との間に配置されている、接着層と、をさらに備える、実施例１～５のいずれか１つの近接センサ。
実施例７ 電気導電性素子は、第１の誘電体層の内面に近接して、または第２の誘電体層の外面に近接して配置されている、実施例６の近接センサ。
実施例８ 第１の誘電体層の内面と接着層の外面との間に配置された誘電体フォームまたは両面テープをさらに備える、実施例６～７のいずれか１つの近接センサ。
実施例９ 電気導電性層は、第１の誘電体層の内面に近接して位置しており、電極と電気導電性層との間に配置された第２の誘電体層をさらに備え、電極の外面および電気導電性層は、ギャップを画定し、誘電体層は、浮動であり得るか、またはギャップを制御するために近接センサを備える他の構成要素に固定され得る、実施例１～８のいずれか１つの近接センサ。
実施例１０ 第２の誘電体層は、最大１５０μｍの厚さを有する、実施例９の近接センサ。
実施例１１ 第２の誘電体層は、５μｍ未満の厚さを有する、実施例９～１０のいずれか１つの近接センサ。
実施例１２ 第２の誘電体層は、３μｍ未満の厚さを有する、実施例９～１１のいずれか１つの近接センサ。
実施例１３ 第２の誘電体層は、テキスチャ面を有する、実施例９～１２のいずれか１つの近接センサ。
実施例１４ 基板と、電極と基板との間に配置された第３の誘電体層と、をさらに備える、実施例９～１３のいずれか１つの近接センサ。
実施例１５ 第３の誘電体層と基板との間に配置されたポリマー層をさらに備える、実施例１４の近接センサ。
実施例１６ 基板とポリマー層との間に位置する接着層をさらに備える、実施例１５の近接センサ。
実施例１７ 内面および外面を備える第１の誘電体層と、第１の誘電体層の内面または外面の一方に近接して位置する電気導電性層と、第１の誘電体層の内面に近接して位置する検知電極であって、検知電極は、内面および外面を備え、検知電極の外面は、第１の誘電体層の内面に近接して位置しており、検知電極の外面および電気導電性層は、ギャップを画定する、検知電極と、検知電極に対して配置された参照電極であって、参照電極は、第１の誘電体層の内面に近接して位置しており、参照電極は、内面および外面を備え、参照電極の外面は、第１の誘電体層の内面に近接して位置しており、参照電極の外面および電気導電性層は、ギャップを画定する、参照電極と、を備える近接センサ。
実施例１８ 接着層は、第１の誘電体層の内面と参照電極の外面との間に配置されている、実施例１７の近接センサ。
実施例１９ 参照電極は、検知電極に対して横方向に配置されている、実施例１７～１８のいずれか１つの近接センサ。
実施例２０ 参照電極は、検知電極に対して積層されている、実施例１７～１９のいずれか１つの近接センサ。
実施例２１ 検知電極および参照電極は、機械的に分離されている、実施例１７～２０のいずれか１つの近接センサ。
実施例２２ 第１の基板と、第２の基板と、検知電極と第１の基板との間に配置された第３の誘電体層と、参照電極と参照電極との間に配置された第４の誘電体層と、をさらに備える、実施例１７～２１のいずれか１つの近接センサ。
実施例２３ 第１の基板と第３の誘電体層との間に位置する第１の接着層と、第２の基板と第４の誘電体層との間に位置する第２の接着層と、をさらに備える、実施例２２の近接センサ。
実施例２４ 参照電極と第１の誘電体層との間に配置された第５の誘電体層をさらに備える、実施例２２～２３のいずれか１つの近接センサ。
実施例２５ 検知電極と第１の誘電体層との間に配置された第６の誘電体層をさらに備える、実施例２４の近接センサ。
実施例２６ 第１および第２の基板の上に配置されたカバーフィルムをさらに備える、実施例２２～２５のいずれか１つの近接センサ。
実施例２７ 第１および第２の基板は、同じ面に沿って配置されている、実施例２２～２６のいずれか１つの近接センサ。
実施例２８ 第１および第２の基板は、異なる面に沿って配置されており、近接センサは、取り付け構造と、順応性を提供し、参照および検知電極の両方が同様の接触面を有することを確実にするために、第１および第２の基板の間に配置されたフォーム層と、をさらに備え、第１の基板と取り付け構造との間のフォーム層部は、第１の厚さを有し、第２の基板と取り付け構造との間のフォーム層は、第１の厚さと異なる第２の厚さを有する、実施例２２～２７のいずれか１つの近接センサ。
実施例２９ フォーム層をさらに備え、検知電極および参照電極は、フォーム層の反対側に位置している、実施例１７～２８のいずれか１つの近接センサ。
実施例３０ 検知面の上に配置されたシール層をさらに備える、実施例１７～２９のいずれか１つの近接センサ。
実施例３１ フォーム層の参照電極と同じ側に位置する取り付け構造をさらに備える、実施例２９～３０のいずれか１つの近接センサ。
実施例３２ センサ素子基板であって、センサ素子は、実施例１～３１のいずれか１つで定義される近接センサのうちのいずれか１つを備える、センサ素子基板と、センサ素子基板上に配置された少なくとも１つの電気導電性電極リード線と、少なくとも１つの電気導電性電極リード線上に配置された少なくとも１つの弾性変形可能な電気導電性特徴と、電子モジュールと、電子モジュール上に配置された少なくとも１つの電気導電性パッドであって、少なくとも１つの電気導電性パッドは、少なくとも１つの弾性変形可能な電気導電性特徴を通じて、少なくとも１つの電気導電性リード線と少なくとも１つの電気導電性パッドとの間に電気接続を作るように位置している、少なくとも１つの電気導電性パッドと、を備える近接センサモジュール。
実施例３３ 複数の電気導電性リード線と、複数の電気導電性電極リード線上に配置された複数の弾性変形可能な電気導電性特徴と、電子モジュール上に配置された複数の電気導電性パッドであって、複数の電気導電性パッドは、複数の弾性変形可能な電気導電性特徴を通じて、複数の電気導電性リード線と複数の電気導電性パッドとの間に電気接続を作るように位置している、複数の電気導電性パッドと、をさらに備える、実施例３２の近接センサモジュール。
実施例３４ センサ素子基板は、エンボス加工されている、実施例３２～３３のいずれか１つの近接センサモジュール。
実施例３５ エンボス加工されたセンサ素子基板を構造的に支持するために、エンボス加工されたセンサ素子基板の下に配置された適合基板をさらに備える、実施例３４の近接センサモジュール。
実施例３６ 電子モジュールを受け入れるように構成されたクラムシェル筐体をさらに備える、実施例１～３５のいずれか１つの近接センサモジュール。
実施例３７ センサ素子とクラムシェル筐体との間に配置された固定部材をさらに備える、実施例３６の近接センサモジュール。
実施例３８ 固定部材は、フック・ループ固定部材を備える、実施例３７の近接センサモジュール。
実施例３９ 生理的パラメータを測定するための回路であって、回路は、少なくとも１つの電極を備える、実施例１～３１のいずれか１つで定義される近接センサのうちのいずれか１つを備えるセンサ素子基板を備えるセンサ回路であって、センサ回路は、少なくとも１つの電極とユーザの肌との間の静電容量信号を監視するように構成されており、静電容量信号は、脈波事象、ユーザの血管内の動き、圧力もしくは血流の変化、またはユーザの体の一部の動きに起因し得る、圧力および／または電場変調を表す、センサ回路と、センサ回路に接続された変換回路であって、変換回路は、監視された静電容量信号を、監視された静電容量信号を示すデジタル信号に変換するように構成されている、変換回路と、デジタル信号を受信し、ユーザに対応付けられる少なくとも１つの生理的パラメータを決定するように構成された信号検知回路と、を備える回路。
実施例４０ 生理的パラメータは、時系列値およびトレンドの両方として、血圧、収縮期、拡張期、平均動脈圧、もしくは脈圧、呼吸速度、またはそれらの組合せ、およびそれらの変動を含む、実施例３９の回路。
実施例４１ 信号検知回路は、ドップラー測定値の代わりとして、脈波または心臓の鼓動を測定するように構成されている、実施例３９～４０のいずれか１つの回路。
実施例４２ 信号検知回路は、血圧および心拍数のトレンドを監視するように構成されている、実施例３９～４１のいずれか１つの回路。
実施例４３ 電子回路は、複数の脈点を測定し、且つ循環の比較を提供するように構成されている、実施例３９～４２のいずれか１つの回路。
実施例４４ 信号検知回路は、血圧もしくは脈高値のトレンド、または脈波形形状の変化を使用する循環時間解析を通じて合併症または手術処置の有効性を決定するように構成されている。実施例３９～４３のいずれか１つの回路。
実施例４５ 生理的パラメータを測定するための回路であって、回路は、少なくとも１つの電極を備える、実施例１～３１のいずれか１つで定義される近接センサのうちのいずれか１つを備えるセンサ素子基板を備えるセンサ回路であって、センサ回路は、少なくとも１つの電極とユーザの肌との間の静電容量信号を監視するように構成されており、静電容量信号は、脈波事象、またはユーザの血管内の圧力もしくは血流の変化に起因し得る、圧力および／または電場変調を表す、センサ回路と、センサ回路に接続された変換回路であって、変換回路は、監視された静電容量信号を、監視された静電容量信号を示すデジタル信号に変換するように構成されている、変換回路と、品質モデルを実装するように構成された信号検知回路と、を備える回路。
実施例４６ 信号検知回路は、センサデータ品質のメトリックとして回帰係数モデルを実装するように構成されている、実施例４５の回路。
実施例４７ 信号検知回路は、グラウンドトゥルース値としての回帰係数を用いてセンサデータで訓練されるニューラルネットワークを採用するように構成されており、ネットワークは、その後のセンサデータが動脈ラインデータに相関する可能性を予測するために採用され、可能性は、センサ脈波形データから血圧値を抽出するためにアルゴリズム内に供給されるセンサデータをフィルタリングするための品質メトリックとして採用される、実施例４５～４６のいずれか１つの回路。
実施例４８ 信号検知回路は、抽出された血圧値の信頼レベルを推定するために可能性を採用するように構成されている、実施例４７の回路。
実施例４９ 信号検知回路は、脈波形品質モデルを実装するように構成されている、実施例４５～４８のいずれか１つの回路。
実施例５０ 信号検知回路は、２次ピークの分解能、信号対ノイズレベル、ベースライン変動の欠如、もしくはモーションアーチファクト、またはそれらの組合せなどの脈波形の特徴に基づくルーブリックから品質評価で訓練するように構成されている、実施例４９の回路。
実施例５１ 信号検知回路は、脈波形を視覚的に評価し、且つグラウンドトゥルース値として使用される評価を用いて脈波形データで畳み込みニューラルネットワークを訓練するように構成されている、実施例５０の回路。
実施例５２ 信号検知回路は、使用のためにセンサデータをフィルタリングして、血圧値を抽出するか、または抽出された値についての信頼レベルを推定するために、その後のセンサデータについての品質評価を提供するように構成されている、実施例４９～５１のいずれか１つの回路。
実施例５３ 信号検知回路は、各々の新しい脈波形についての波形形状のクラスを識別して、血圧値がその脈波形から抽出され得るかどうか、および／またはどのモデルを使用するかを決定するために、波形を異なる正準形状に分類するように構成されている、実施例４９～５２のいずれか１つの回路。
実施例５４ 信号検知回路は、信号対ノイズ比モデルを実装するように構成されている、実施例４５～５３のいずれか１つの回路。
実施例５５ 信号検知回路は、センサデータのフーリエ変換に基づくフーリエフィルタリングに基づいて品質モデルを実装するように構成されている、実施例５４の回路モジュール。
実施例５６ 信号検知回路は、より低い周波数での呼吸モードおよびより高い周波数での振動換気ノイズなどの周期ノイズを除去するために、バンドストップフィルタを実装するように構成されている、実施例５４～５５のいずれか１つの回路。
実施例５７ 信号検知回路は、心拍数の１次周波数を識別すること、および信号データの複数のより高い調波と共に信号電力のピークにおいて統合することによって、信号電力を計算するように構成されている、実施例４５～５６のいずれか１つの回路。
実施例５８ 信号検知回路は、ノイズ電力値を決定するために残りのデータを統合するように構成されている、実施例５７の回路。
実施例５９ 信号検知回路は、センサデータの一般的な品質を示すメトリックを生み出すために、信号電力対ノイズ電力の比を計算するように構成されている、実施例５８の回路。
実施例６０ 信号検知回路は、時間の関数として信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を決定して、さらなる処理のために、センサデータをフィルタリング／選択するために、スライディングデータウィンドウで信号電力対ノイズ電力の比を計算するように構成されている、実施例５８～５９のいずれか１つの回路。
実施例６１ 信号検知回路は、血圧値を導出するために、１次周波数から信号データを再構築し、より高い調波を採用するように構成されている、実施例６０の回路。
実施例６２ 信号検知回路は、カルマンおよび粒子フィルタモデルを実装するように構成されている、実施例４５～６１のいずれか１つの回路。
実施例６３ 信号検知回路は、電子ノイズおよび動きによる他の周期信号および他のアーチファクトから脈波形を分離するためにカルマンおよび粒子フィルタを受けるセンサデータを処理するように構成されている、実施例６２の回路。
実施例６４ 信号検知回路は、血圧値を抽出するために脈波形データを分離するように構成されている、実施例６３の回路。
実施例６５ 生理的パラメータを測定するための回路であって、回路は、少なくとも１つの電極を備える、実施例１～３１のいずれか１つで定義される近接センサのうちのいずれか１つを備えるセンサ素子基板を備えるセンサ回路であって、センサ回路は、少なくとも１つの電極とユーザの肌との間の静電容量信号を監視するように構成されており、静電容量信号は、脈波事象、ユーザの血管内の圧力もしくは血流の変化、またはユーザの体の一部の動きに起因し得る、動き、圧力および／または電場変調を表す、センサ回路と、センサ回路に接続された変換回路であって、変換回路は、監視された静電容量信号を、監視された静電容量信号を示すデジタル信号に変換するように構成されている、変換回路と、血圧および他の血行動態ならびに生理的モデルを実装するように構成された信号検知回路と、を備える回路。
実施例６６ 信号検知回路は、外部のモニタ上に表示され得、ならびに／または外部のデータシステム上で処理および保存され得るフォーマットに静電容量信号を変換するように構成されている、実施例６５の回路。
実施例６７ 信号検知回路は、人工ニューラルネットワークを実装するように構成されている、実施例６５～６６のいずれか１つの回路。
実施例６８ 信号検知回路は、正規化された脈波形形状から血圧値を導出するために、人工ニューラルネットワーク（ＮＮ）を採用するように構成されている、実施例６７の回路。
実施例６９ 信号検知回路は、特徴ベースの回帰モデルと組み合わされる、予め訓練された畳み込みニューラルネットワークを採用するように構成されている、実施例６８の回路。
実施例７０ 信号検知回路は、新しいモデルパラメータの導入を可能にするためにモジュール方法でＮＮコードを構造化するように構成されている、実施例６８～６９のいずれか１つの回路。
実施例７１ 信号検知回路は、動き、スケーリング誤差、もしくは信号圧縮誤差、またはそれらの組合せによるアーチファクトを除去するために脈波形データをキュレーションするように構成されている、実施例６８～７０のいずれか１つの回路。
実施例７２ 信号検知回路は、較正またはアンカー点を実装するように構成されている、実施例６５～７１のいずれか１つの回路。
実施例７３ 信号検知回路は、抽出される血圧値の精度を改善するために外部のデータを採用するように構成されている、実施例７２の回路。
実施例７４ 外部のデータは、年齢、性別、身長、および体重などの人口統計情報と、高頻度振動換気、循環補助デバイス、透析、出生時体重、もしくは妊娠年齢、またはそれらの任意の組合せなどの医療治療に関する情報と、を含む、実施例７３の回路。
実施例７５ 信号検知回路は、モデルへの入力としてセンサデータ収集の開始時に１つ以上の膨らますことができるカフ測定値を採用するように構成されている、実施例７２～７４のいずれか１つの回路。
実施例７６ 信号検知回路は、センサデータ収集の過程の間、モデルへの入力として周期的なカフ測定値を採用するように構成されている、実施例７５の回路。
実施例７７ 信号検知回路は、センサが適用され、次いで複数の位置で使用される規定の開始計画から得られる入力を採用するように構成されている、実施例７２～７６のいずれか１つの回路。
実施例７８ 少なくとも１つの電極を備えるセンサ回路、センサ回路から信号を受信し、信号をデジタル信号に変換し、デジタル信号を処理するために信号検知回路にデジタル信号を提供するための変換回路を備えるウェアラブル装置を介した血行動態の監視のための方法であって、方法は、センサ回路によって、少なくとも１つの電極によって静電容量信号を検知することであって、静電容量信号は、脈波事象、またはユーザの血管内の圧力もしくは血流の変化に起因し得る圧力および／または電場変調を表す、検知することと、変換回路によって、検知された静電容量信号を示すデジタル信号に、検知された静電容量信号を変換することと、変換回路によって、デジタル信号を信号検知回路に提供することと、信号検知回路によって、経時的な静電容量の変化を表すデジタル信号を処理して、脈波形データを生成することと、信号検知回路によって、脈波形データを様々な血行動態パラメータと相関させることと、信号検知回路によって、脈波形データを処理することと、信号検知回路によって、脈波形データに基づいて血行動態パラメータを決定することと、を含む方法。
実施例７９ 付属デバイスでモーションアーチファクトを低減することをさらに含む、実施例７８の方法。
実施例８０ 付属デバイスは、振動またはモーションアーチファクトを減衰させるための振動減衰材料を備える、実施例７９の方法。
実施例８１ ユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上に配置される少なくとも１つの電極を備えるセンサ回路、センサ回路から信号を受信し、信号をデジタル信号に変換し、デジタル信号を処理するために信号検知回路にデジタル信号を提供するための変換回路を備えるウェアラブル装置を介して、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理するための方法であって、方法は、センサ回路によって、少なくとも１つの電極によって静電容量信号を検知することであって、静電容量信号は、脈波事象、またはユーザの血管内の圧力もしくは血流の変化に起因し得る圧力および／または電場変調を表す、検知することと、変換回路によって、検知された静電容量信号を示すデジタル信号に、検知された静電容量信号を変換することと、変換回路によって、デジタル信号を信号検知回路に提供することと、信号検知回路によって、経時的な静電容量の変化を表すデジタル信号を処理して、脈波形データを生成することと、信号検知回路によって、脈波形データを様々な血行動態パラメータと相関させることと、信号検知回路によって、脈波形データを処理することと、信号検知回路によって、信号検知回路によって受信される、検知された生理的パラメータに対応付けられるデジタルデータに基づいて、回帰係数モデルを実装することと、を含む方法。
実施例８２ 信号検知回路によって、脈ごとに同期された動脈およびセンサデータを使用して、センサデータと参照動脈ラインデータとの間の回帰係数を決定することを含む、実施例８１の方法。
実施例８３ 信号検知回路によって、センサデータ品質のメトリックとして回帰係数を採用することを含む、実施例８２の方法。
実施例８４ 信号検知回路によって、グラウンドトゥルース値としての回帰係数を用いてセンサデータで訓練されるニューラルネットワークを採用することと、信号検知回路によって、その後のセンサデータが動脈ラインデータに相関する可能性を予測することと、信号検知回路によって、脈波形データから血圧値を抽出するためにセンサデータをフィルタリングするための品質メトリックとして可能性を採用することと、信号検知回路によって、可能性に基づいて、抽出された血圧値の信頼レベルを推定することと、を含む、実施例８２～８３のいずれか１つの方法。
実施例８５ 信号検知回路によって、受信されたセンサデータに基づいて、脈波形品質モデルを実装することを含む、実施例８１～８４のいずれか１つの方法。
実施例８６ 信号検知回路によって、脈波形の特徴に基づくルーブリックから品質評価で訓練することと、信号検知回路によって、脈波形データを視覚的に評価することと、信号検知回路によって、グラウンドトゥルース値として使用される評価を用いて脈波形データで畳み込みニューラルネットワークを訓練することと、を含む、実施例８５の方法。
実施例８７ 信号検知回路によって、センサデータをフィルタリングして、血圧値を抽出するか、または抽出された値についての信頼レベルを推定するために、その後のセンサデータについての品質評価を提供することを含む、実施例８５～８６のいずれか１つの方法。
実施例８８ 信号検知回路によって、各々の新しい脈波形についての波形形状のクラスを識別して、血圧値がその脈波形から抽出され得るかどうか、および／またはどのモデルを使用するかを決定するために、脈波形データを異なる正準形状に分類することを含む、実施例８５～８７のいずれか１つの方法。
実施例８９ 信号検知回路によって、受信されたセンサデータに基づいて、信号対ノイズ比モデルを実装することを含む、実施例８１～８８のいずれか１つの方法。
実施例９０ 信号検知回路によって、受信されたセンサデータのフーリエ変換に基づくフーリエフィルタに基づいて品質モデルを実装することを含む、実施例８９の方法。
実施例９１ 信号検知回路によって、より低い周波数での呼吸モードおよびより高い周波数での振動換気ノイズなどの周期ノイズを除去するために、バンドストップフィルタを実装することを含む、実施例８９～９０のいずれか１つの方法。
実施例９２ 信号検知回路によって、心拍数に対応付けられる１次周波数を識別することによってセンサデータ信号電力を計算することと、信号検知回路によって、信号データの複数のより高い調波と共に信号電力のピークにおいて統合することと、を含む、実施例８９～９１のいずれか１つの方法。
実施例９３ 信号検知回路によって、ノイズ電力値を決定するために残りのデータを統合することと、信号検知回路によって、一般的な品質センサデータを示すメトリックを生み出すために、信号電力対ノイズ電力の比を計算することと、を含む、実施例９２の方法。
実施例９４ 信号検知回路によって、時間の関数として信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を決定して、さらなる処理のために、受信されたセンサデータをフィルタリング／選択するために、スライディングデータウィンドウで信号電力対ノイズ電力の比を計算することと、信号検知回路によって、血圧値を導出するために、より高い調波を採用して１次周波数からセンサ信号データを再構築することと、を含む、実施例９２～９３のいずれか１つの方法。
実施例９５ 信号検知回路によって、受信されたセンサデータに基づいて、カルマンおよび粒子フィルタモデルを実装することと、信号検知回路によって、電子ノイズおよび動きによる他の周期信号および他のアーチファクトから脈波形を分離するためにカルマンおよび粒子フィルタを受けるセンサデータを処理することと、信号検知回路によって、血圧値を抽出するために脈波形データを分離することと、を含む、実施例８１～９４のいずれか１つの方法。
実施例９６ ユーザの肌の近くに、またはユーザの肌上に配置される少なくとも１つの電極を備えるセンサ回路、センサ回路から信号を受信し、信号をデジタル信号に変換し、デジタル信号を処理するために信号検知回路にデジタル信号を提供するための変換回路を備えるウェアラブル装置を介して、１つ以上の生理的パラメータを測定および処理するための方法であって、方法は、センサ回路によって、少なくとも１つの電極によって静電容量信号を検知することであって、静電容量信号は、脈波事象、ユーザの血管内の圧力もしくは血流の変化、またはユーザの体の一部の動きに起因し得る、動き、圧力および／または電場変調を表す、検知することと、変換回路によって、検知された静電容量信号を示すデジタル信号に、検知された静電容量信号を変換することと、変換回路によって、デジタル信号を信号検知回路に提供することと、信号検知回路によって、経時的な静電容量の変化を表すデジタル信号を処理して、脈波形データを生成することと、信号検知回路によって、脈波形データを様々な血行動態パラメータと相関させることと、信号検知回路によって、脈波形データを処理することと、信号検知回路によって、信号検知回路によって受信される、検知された生理的パラメータに対応付けられるデジタルデータに基づいて、モデルを実装することと、を含む方法。
実施例９７ 信号検知回路によって、人工ニューラルネットワークを実装することと、信号検知回路によって、正規化された脈波形形状から血圧および他の血行動態の値を導出するために、人工ニューラルネットワークを採用することと、を含む、実施例９６の方法。
実施例９８ 信号検知回路によって、特徴ベースの回帰モデルと組み合わされる、予め訓練された畳み込みニューラルネットワークを採用することを含む、実施例９７の方法。
実施例９９ 信号検知回路によって、新しいモデルパラメータの導入を可能にするためにモジュール方法でニューラルネットワークコードを構造化することを含む、実施例９７～９８のいずれか１つの方法。
実施例１００ 信号検知回路によって、脈ごとにセンサデータについてグラウンドトゥルース値を導出するために、センサデータと同時に動脈ラインデータを測定することを含む、実施例９７～９９のいずれか１つの方法。
実施例１０１ 信号検知回路によって、動き、スケーリング誤差、もしくは信号圧縮誤差、またはそれらの組合せによるアーチファクトを除去するために動脈ラインデータをキュレーションすることを含む、実施例１００の方法。
実施例１０２ 信号検知回路によって、報告される収縮期および拡張期血圧値の精度を改善するために動脈ラインが不足減衰または過減衰されるデータを除去するために動脈ラインデータをキュレーションすることを含む、実施例１００～１０１のいずれか１つの方法。
実施例１０３ 信号検知回路によって、不足減衰波形を自動的に検出することを含む、実施例１０２の方法。
実施例１０４ 信号検知回路によって、較正またはアンカー点を実装することを含む、実施例９６～１０３のいずれか１つの方法。
実施例１０５ 信号回路によって、抽出される血圧値の精度を改善するために外部のデータを採用することを含み、外部のデータは、年齢、性別、身長、および体重を含む人口統計情報と、高頻度振動換気、循環補助デバイス、透析、出生時体重、もしくは妊娠年齢、またはそれらの任意の組合せなどの医療治療に関する情報と、を含む、実施例１０４の方法。
実施例１０６ 信号検知回路によって、モデルへの入力としてセンサデータ収集の開始時に１つ以上の膨らますことができるカフ測定値を採用することと、信号検知回路によって、センサデータ収集の過程の間、モデルへの入力として周期的なカフ測定値を採用することと、を含む、実施例１０４～１０５のいずれか１つの方法。
実施例１０７ 信号検知回路によって、センサデータが適用され、次いで複数の位置で使用される規定の開始計画から得られる入力を採用することを含む、実施例１０４～１０６のいずれか１つの方法。
上方／下方、左／右、頂部／底部、上／下、～よりも上／～よりも下、鉛直、水平、および垂直などの向きおよび方向を例示するための用語は、図に示すような要素の相対的な位置を表すために本明細書で使用され得る。同様に、加熱および冷却は、技術の相対的な用語であるため、加熱源および冷却源は、温度変化の方向が所望の温度変化に従って制御され得ることを考慮すると、同義であり得ることが理解される。用語は、表記上の便宜のためにのみ使用され、実際の使用では、開示された構造は、図に示す向きとは異なる向きであり得ることが理解されるべきである。したがって、用語は、限定的な手法で解釈されるべきではない。
以下の用語の文脈／意味を理解することも有用であり得る。「電極」という用語は、導電性導体を表すか、またはそれを含む。「センサ回路」という用語は、電極および変換回路への接続を含み（例えば、変換回路にプラグ接続されるか、もしくは他の方法で接続される電極についてのセンサコネクタを有し）、且つ電極を介して静電容量の値および／もしくは静電容量の変化を検出もしくは測定し、それらを変換回路に出力するために使用される、回路を表すか、またはそれを含む。センサ回路は、例えば、図２９Ａ～図２９Ｂおよび図３０Ａ～図３０Ｂに示すものなどの様々な他の要素をさらに含み得、センサ回路は、電極および様々な誘電体ならびに導電性層を含む多層構造を含み得る。「変換回路」という用語は、センサ回路によって提供されるような静電容量の変化などの物理的な品質の変化を電気信号に変換する回路を表すか、またはそれを含む。例えば、変換回路は、静電容量－デジタルコンバータを含み得る。「脈波事象」という用語は、心臓の鼓動（例えば、心臓の筋肉の収縮）（例えば、心臓の鼓動もしくは音、血圧もしくは血流速度の変化など）によってもたらされ、および／もしくは当該心臓の鼓動を示す、血行動態の反応および／もしくは属性を表すか、またはそれを含む。「脈波形」という用語は、脈波事象によって生成される信号もしくは波形状を表すか、またはそれを含む。例示的な脈波形は、動脈の脈波形、例えば、心臓が収縮して波が動脈樹の動脈壁に沿って移動するときに心臓によって生成される波形状を含む。「電気信号検知回路」という用語は、変換回路からの電気信号を使用して血行動態もしくは脈波事象を検知するために使用される回路を表すか、またはそれを含む。例示的な電気信号検知回路は、マイクロコントローラまたは他の処理回路を含み、例示的な変換回路は、静電容量－デジタルコンバータを含むが、態様はそのように限定されない。「通信回路」という用語は、無線もしくは有線通信を含み得る他の外部の回路にデータを出力する回路を表すか、またはそれを含む。例示的な通信回路は、送受信機を含むが、態様はそのように限定されない。「血行動態」または「血行動態パラメータ」という用語は、体の器官、血管、および組織内の血液の流れに関連するパラメータを表すか、またはそれを含む。例示的な血行動態または血行動態パラメータは、パラメータの中でも特に、拡張期血圧、収縮期血圧、動脈の硬さ、および血液量を含み得る。
様々なブロック、モジュール、または他の回路は、本明細書に記載され、および／または図に示す動作および活動のうちの１つ以上を実行するために実装され得る。例えば、加熱、エッチング、および堆積などのプロセスは、様々な回路および対応付けられる機械の使用を通じて自動化され得る。当該文脈では、当該または関連の動作／活動のうちの１つ以上を実行する回路を使用して、示される様々な機能が実装され得る。様々な態様では、限定された柔軟性が十分である場合に当該実装についてのエリアを最小化するためにハードワイヤード制御ブロックが使用され得る。代替的におよび／またはさらに、特定の上述の態様では、１つ以上のモジュールは、当該動作／活動を実装するために構成され配置された離散論理回路またはプログラム可能な論理回路である。
例として、明細書は、様々な回路、またはブロック、モジュール、デバイス、システム、および／もしくは他の回路タイプの記述などの用語として、またはそれを使用して示され得る回路によって、請求された開示を実装するのに有用である態様を記載し、および／または示す。当該回路または回路は、特定の態様が、形態または構造、ステップ、機能、動作、活動などでどのように実行され得るかを例示するために他の要素（リストバンド、外部の処理回路など）と一緒に使用される。例えば、特定の上述の態様では、この文脈での１つ以上の示された項目は、スライドに示すアプローチで実行され得るように当該動作／活動を実装するために構成され配置された回路（例えば、離散論理回路または（半）プログラム可能な回路）を表す。特定の態様では、示された当該項目は、基本アルゴリズムを実行し（例えば、脈波事象に起因し得る圧力差および／もしくは静電容量の変化を監視し）、ならびに／または血行動態パラメータ、および／もしくは当該具体的なパラメータ検知を記載する既知の文献から理解されるようなより複雑なプロセス／アルゴリズムを決定することを含むコード（命令のセット／セット（複数）として実行されるプログラム）を保存するメモリ回路を含むように理解される１つ以上のコンピュータ回路（例えば、マイクロコンピュータまたは他のＣＰＵ）を表す。具体的には、当該プロセス／アルゴリズムは、具体的な用途に適切であるように関連のステップ、機能、動作、活動を実行するために実装される。明細書はまた、構造（「第１の［タイプの構造］」および「第２の［タイプの構造］」）のいかなる属性も含まない形容詞への参照を行い得、その場合、形容詞は単に、ある当該同様の名前の構造を別の同様の名前の構造から区別するために英語の言語の先行で使用される（例えば、「第１の電極．．．」は「電極．．．」として解釈される）。
上記の説明および例示に基づいて、当業者は、本明細書に示され記載される例示的な態様および用途に厳密に従うことなく様々な態様に対して様々な修正および変更が行われ得ることを容易に認識するであろう。例えば、図に例示するような方法は、本明細書で保持される態様のうちの１つ以上の態様で、様々な順序で実行されるステップを含み得るか、またはより少ないステップもしくはより多くのステップを含み得る。当該修正は、特許請求の範囲で記載される態様を含む本開示の様々な態様の真の趣旨および範囲から逸脱しない。

Claims (20)

  1. 内面および外面を備える第１の誘電体層と、
    前記第１の誘電体層の前記内面または前記外面の一方に近接して位置する電気導電性層と、
    外面を備える電極であって、前記電極の前記外面は、前記第１の誘電体層の前記内面に近接して位置しており、前記電極の前記外面および前記電気導電性層は、ギャップを画定する、電極と、を備える、近接センサ。
  2. フォーム層をさらに備える、請求項１に記載の近接センサ。
  3. 検知面の上に配置されたシール層をさらに備える、請求項１に記載の近接センサ。
  4. 前記電気導電性層は、前記第１の誘電体層の前記内面に近接して位置しており、
    前記電極と前記電気導電性層との間に配置された第２の誘電体層をさらに備え、前記電極の前記外面および前記電気導電性層は、ギャップを画定する、請求項１に記載の近接センサ。
  5. 前記第２の誘電体層は、３μｍ未満の厚さを有する、請求項４に記載の近接センサ。
  6. 前記第２の誘電体層は、テキスチャ面を有する、請求項４に記載の近接センサ。
  7. 内面および外面を備える第１の誘電体層と、
    前記第１の誘電体層の前記内面または前記外面の一方に近接して位置する電気導電性層と、
    前記第１の誘電体層の前記内面に近接して位置する検知電極であって、前記検知電極は、内面および外面を備え、前記検知電極の前記外面は、前記第１の誘電体層の前記内面に近接して位置しており、前記検知電極の前記外面および前記電気導電性層は、ギャップを画定する、検知電極と、
    前記検知電極に対して配置された参照電極であって、前記参照電極は、前記第１の誘電体層の前記内面に近接して位置しており、前記参照電極は、内面および外面を備え、前記参照電極の前記外面は、前記第１の誘電体層の前記内面に近接して位置しており、前記参照電極の前記外面および前記電気導電性層は、ギャップを画定する、参照電極と、を備える近接センサ。
  8. 前記参照電極は、前記検知電極に対して横方向に配置されているか、前記検知電極に対して積層されているか、または前記検知電極から機械的に分離されている、請求項７に記載の近接センサ。
  9. 前記参照電極と前記第１の誘電体層との間に配置された第５の誘電体層をさらに備える、請求項７に記載の近接センサ。
  10. 前記検知電極と前記第１の誘電体層との間に配置された第６の誘電体層をさらに備える、請求項７に記載の近接センサ。
  11. 基板層をさらに備え、前記検知電極および前記参照電極は、前記基板層の反対側に位置している、請求項７に記載の近接センサ。
  12. 請求項１～１１で定義される前記近接センサのうちのいずれか１つを備える、センサ素子基板と、
    前記センサ素子基板上に配置された少なくとも１つの電気導電性電極リード線と、
    電子モジュールと、
    前記電子モジュール上に配置された少なくとも１つの電気導電性パッドと、
    前記少なくとも１つの電気導電性電極リード線または前記少なくとも１つの電気導電性電極パッドのうちの少なくとも一方の上に配置された少なくとも１つの弾性変形可能な電気導電性特徴であって、前記１つの弾性変形可能な電気導電性特徴は、前記少なくとも１つの弾性変形可能な電気導電性特徴を通じて、前記少なくとも１つの電気導電性リード線と前記少なくとも１つの電気導電性パッドとの間に電気接続を作るように位置している、少なくとも１つの弾性変形可能な電気導電性特徴と、を備える、近接センサモジュール。
  13. 生理的パラメータを測定するための回路であって、前記回路は、
    少なくとも１つの電極を備える、請求項１～１１で定義される前記近接センサのうちのいずれか１つを備えるセンサ素子基板を備えるセンサ回路であって、前記センサ回路は、前記少なくとも１つの電極とユーザの肌との間の静電容量信号を監視するように構成されており、前記静電容量信号は、脈波事象、前記ユーザの血管内の圧力もしくは血流の変化、または前記ユーザの体の一部の動きに起因し得る、動き、圧力および／または電場変調を表す、センサ回路と、
    前記センサ回路に接続された変換回路であって、前記変換回路は、前記監視された静電容量信号を、前記監視された静電容量信号を示すデジタル信号に変換するように構成されている、変換回路と、
    前記デジタル信号を受信し、前記ユーザに対応付けられる少なくとも１つの生理的パラメータを決定するように構成された信号検知回路と、を備える回路。
  14. 前記生理的パラメータは、血圧、収縮期、拡張期、平均動脈圧、脈圧、呼吸速度、もしくはそれらの組合せ、およびそれらの変動を含むか、または時系列値およびトレンドとして含む、請求項１３に記載の回路。
  15. 前記信号検知回路は、使用のためにセンサデータをフィルタリングして、血圧値を抽出するか、または前記抽出された値についての信頼レベルを推定するために、その後のセンサデータについての品質評価を提供するように構成されている、請求項１３に記載の回路。
  16. 生理的パラメータを測定するための回路であって、前記回路は、
    少なくとも１つの電極を備える、請求項１～１１で定義される前記近接センサのうちのいずれか１つを備えるセンサ素子基板を備えるセンサ回路であって、前記センサ回路は、前記少なくとも１つの電極とユーザの肌との間の静電容量信号を監視するように構成されており、前記静電容量信号は、脈波事象、前記ユーザの血管内の圧力もしくは血流の変化、または前記ユーザの体の一部の動きに起因し得る、動き、圧力および／または電場変調を表す、センサ回路と、
    前記センサ回路に接続された変換回路であって、前記変換回路は、前記監視された静電容量信号を、前記監視された静電容量信号を示すデジタル信号に変換するように構成されている、変換回路と、
    血圧もしくは他の血行動態または生理的モデルを実装するように構成された信号検知回路と、を備える回路。
  17. 前記信号検知回路は、外部のモニタ上に表示され得、ならびに／または外部のデータシステム上で処理および保存され得るフォーマットに前記静電容量信号を変換するように構成されている、請求項１６に記載の回路。
  18. 前記信号検知回路は、前記センサが適用され、次いで複数の位置で使用される規定の開始計画から得られる入力を採用するように構成されている、請求項１６に記載の回路。
  19. 少なくとも１つの電極を備えるセンサ回路、前記センサ回路から信号を受信し、前記信号をデジタル信号に変換し、前記デジタル信号を処理するために信号検知回路に前記デジタル信号を提供するための変換回路を備えるウェアラブル装置を介した血行動態の監視のための方法であって、前記方法は、
    前記センサ回路によって、前記少なくとも１つの電極によって静電容量信号を検知することであって、前記静電容量信号は、脈波事象、またはユーザの血管内の圧力もしくは血流の変化に起因し得る圧力および／または電場変調を表す、検知することと、
    前記変換回路によって、前記検知された静電容量信号を示すデジタル信号に、前記検知された静電容量信号を変換することと、
    前記変換回路によって、前記デジタル信号を前記信号検知回路に提供することと、
    前記信号検知回路によって、経時的な静電容量の変化を表す前記デジタル信号を処理して、脈波形データを生成することと、
    前記信号検知回路によって、前記脈波形データを様々な血行動態パラメータと相関させることと、
    前記信号検知回路によって、前記脈波形データを処理することと、
    前記信号検知回路によって、前記脈波形データに基づいて血行動態パラメータを決定することと、を含む方法。
  20. 付属デバイスでモーションアーチファクトを低減することをさらに含む、請求項１９に記載の方法。
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