JP2024521303A - ヒト又は動物の身体によって発せられる周期的な生体信号を測定するための、振動センサ及び装置 - Google Patents

Abstract

本発明は、圧電材料から作製される活性層（１１）と、活性層（１１）上に配置された２つの接触電極（１２、１３）と、を含む、積層体（１０）であって、当該活性層が、２０ミクロン以下の厚さ及び６０ＧＰａ以上のヤング率を有する、積層体（１０）と、２つの電気端子（３２、３３）を備えるプリント回路（３１）を含む、可撓性支持層（３０）と、積層体（１０）と可撓性支持層（３０）との間に配置され、各電極（１２、１３）を端子（３２、３３）に接続するための、電気接続層（２０）と、を備える、個体からの周期的な生体信号を測定するための振動センサ（１００）に関する。

Description

本発明は、ヒト／動物の身体によって放出される周期的な生体信号、特に心拍及び呼吸数を含む信号を収集する分野に関する。本発明は、特に、振動センサと、当該センサを備えた装置であって、静かな環境又は騒がしい環境において、皮膚又は中間層（衣類、毛皮、革等）と接触して身体に適用されることによって、上記の周期的な生体信号の測定を可能にする装置と、に関する。

心音図法は、心拍数を測定するための非侵襲的な音響法である。本方法で得られた心音図（phonocardiograms、ＰＣＧ）から、分析後に、心臓の一般的な動作及び／又は被検者の状態（健康、ストレス、感情、疲労等）を示す異なる指標を推定することが可能である。例えば、心拍数変動（Heart Rate Variability、ＨＲＶ）は、感情、ストレス、疲労、又は睡眠に関連する生理学的応答を決定するために頻繁に使用される、特に関連する指標である。

科学界によって証明され、認識されているが、それにもかかわらず、心音図法は、今日、その広範な採用を制限する特定の制約を有する。実際、現在の装置は、ほとんどの場合、被検者との密接な接触（皮膚上に直接）、測定装置の適切な位置決めの知識、及び皮膚に加えられる圧力の知識、並びに静かな音環境を必要とする。これは、特に、韓国特許第１０１９５７１１０号明細書に記載されている携帯装置の場合であるが、本携帯装置は、ユーザの皮膚と直接接触するように意図された圧電セラミックセンサと、皮膚との接触を維持することを可能にする接着リングと、を備える。

発明の目的
本発明は、前述の欠点の全て又はいくつかを改善することを目的とする。本発明は、特に、皮膚又は中間層（衣服、毛皮、革等）と接触して個体の身体に対して適用されることによって、周期的な生体信号を捕捉及び分析することができ、被検者が静止しているか動いているかにかかわらず、静かな環境又は騒がしい環境においてそのようにする、小型装置に関する。

本発明は、個体の少なくとも１つの周期的な生体信号を測定するための振動センサであって、
－主平面に平行に延在し、圧電材料で作製された活性層と、活性層の少なくとも１つの面上に配置された２つの接触電極と、を含む、積層体であって、当該活性層が、２０ミクロン以下の厚さ及び６０ＧＰａ以上のヤング率を有する、積層体と、
－生体信号の各パルスにおいて積層体の活性層に変形を伝達するように構成された可撓性支持層であって、当該支持層（３０）が、主平面に平行に延在し、２つの電気端子を備えるプリント回路を含む、可撓性支持層と、
－積層体と支持層との間に配置され、各接触電極を電気端子に接続する、電気接続層と、を備え、
振動センサが、支持層の側で個体と接触するように意図されている、振動センサに関する。

本発明のその他の有利な非限定的特徴によれば、単独で、又は技術的に実現可能な任意の組み合わせに従って、以下のようになる。
－振動センサは、５×１０^５Ｐａ^＊ｓ／ｍ～３×１０^６Ｐａ^＊ｓ／ｍに含まれる音響インピーダンスを有し、電気接続層と接触している面とは反対側の支持層の面上に配置された、インピーダンス整合層を備え、
－活性層の圧電材料は、単結晶、多結晶、又は複合形態のセラミックから選択され、
－接触電極は、活性層の厚さの２倍未満の累積厚さを有し、
－支持層は自己支持性であり、５００ミクロン以下の厚さを有し、
－インピーダンス整合層は、１０ミクロン以上の厚さを有し、
－電気接続層は、インタポーザ又は異方性導電フィルムによって形成され、
－支持層は、電気接続層と接触している面とは反対側のプリント回路の面上に配置された膜を含み、
－積層体及び支持層は、それぞれ、主平面において、第１の表面積及び第２の表面積を有し、第１の表面積は、第２の表面積の３０％以下であり、
－支持層は、当該支持層の周縁ゾーンに堅固に接続された補強構造を備え、
－プリント回路は、振動センサを電子端子に接続するためのワイヤ接続素子を備え、
－補強構造は、振動センサを電子端子に接続するために、それぞれが電気端子に接続された２つの電気接触アウトレットを支持し、
－振動センサは、周縁封止部を備え、
－振動センサは、積層体の上方に、積層体から離間して配置された保護層を備え、当該保護層は、支持層に堅固に接続されている。

本発明は更に、個体の少なくとも１つの周期的な生体信号を測定するための非侵入型装置であって、
－周期的な生体信号を表す生信号を測定するための、上記のような少なくとも１つの振動センサと、
－当該振動センサに接続され、生信号を分析及び解釈し、周期的な生体信号又は周期的な生体信号を表す出力パラメータを出力する電子端子と、を備える、非侵入型装置に関する。

電子端子は、有利には、
－振動センサによって測定された生信号を調整するためのアナログステージと、
－調整ステージからくる信号のアナログ－デジタル変換ステージと、
－デジタル信号を形成し、生体信号を表す出力パラメータを計算するための、デジタル信号処理ステージと、
－潜在的には、外部システムとの通信ステージと、を含む。

本発明のその他の特徴及び利点は、添付の図を参照した本発明の以下の詳細な説明から明らかになるであろう。
本発明による振動センサを、それぞれ、概略断面図及び斜視断面図で示す。 本発明による振動センサを、それぞれ、概略断面図及び斜視断面図で示す。 本発明による振動センサを、それぞれ、概略断面図及び斜視断面図で示す。 本発明による振動センサを、それぞれ、概略断面図及び斜視断面図で示す。 本発明による振動センサを、それぞれ、概略断面図及び斜視断面図で示す。 本発明による振動センサを、それぞれ、概略断面図及び斜視断面図で示す。 本発明による振動センサを、それぞれ、概略断面図及び斜視断面図で示す。 本発明による振動センサの、異なる形状を平面図で示す。 本発明による周期的な生体信号を測定するための装置の、様々な構成を示す。 本発明による振動センサによって捕捉されたスペクトログラムＡと、従来のマイクロフォンによって捕捉された基準スペクトログラム（基準）と、を示す。 周波数フィルタを適用した後のスペクトログラムＡからのスペクトログラムＢと、本発明による装置によって捕捉され処理された、波形としての生体信号Ｃ、Ｄと、を示す。

図中の同じ参照番号は、同じ種類の要素に対して使用されてもよい。一部の図には、読み易さのために縮尺どおりでない概略図が含まれている。特に、ｚ軸に沿った層の厚さは、ｘ軸及びｙ軸に沿った横方向の寸法に対して縮尺が一致しておらず、また、それらの間の層の相対的な厚さは、必ずしも考慮されない。

異なる可能性（以下の説明において描写及び／又は詳述される変形形態及び実施形態）は、互いに排他的ではないものとして理解されなければならず、一緒に組み合わされてもよい。

本発明は、個体の少なくとも１つの周期的、規則的、又は不規則的な生体信号を測定するための振動センサ１００に関する。「個体」は、ここでは広い意味で考慮され、ヒト又は動物に対応してもよい。周期的な生体信号は、特に、心拍数又は呼吸数であってもよい。

本発明による振動センサ１００の様々な構成が、図１ａ、図１ｂ、図２ａ、図２ｂ、図３ａ、及び図３ｂに示される。

振動センサ１００は、主平面（ｘ、ｙ）に平行に延在する積層体１０を備える、すなわち、この積層体１０の主面は、主平面（ｘ、ｙ）に実質的に平行であり、積層体１０の厚さは、当該主平面に垂直な軸ｚに沿って測定される。本発明において、「層」という用語は、層（又は積層体）の厚さが、一般に、当該層の（主平面における）横方向寸法よりも著しく薄いことを意味する。

積層体１０は、２０ミクロン以下の厚さ及び６０ＧＰａ以上のヤング率を有する圧電材料で作製された活性層１１を含む。これらの物理的特性は、活性層１１に高レベルの感度を所与し、センサ１００に高信号対雑音比を所与して、目標周期生体信号に関連する周波数の音波を検出する。活性層１１の厚さが薄いこともまた、センサ１００の小型化を容易にする。

それ自体周知のように、圧電材料で作製された活性層１１は、変形、特にここでは、周期的な生体信号の角周波数によって引き起こされる変形を受ける場合に、分極するであろう（したがって、測定可能な電気信号をもたらす電荷の流れを発生させる）。

有利には、音響波の検出感度を更に向上させるために、活性層１１の厚さは１０ミクロン以下、更には５ミクロン以下である。活性層１１の厚さは、変形中に、典型的には、５００マイクロボルト超のバイアス電圧を生成するのに十分であることが保証されるであろう。

（主平面（ｘ、ｙ）における）活性層１１の横方向寸法は、例えば、５００ミクロン～５０ｍｍであるように選択されてもよく、振動センサ１００の小型化の理由から、当然のことながら、小さい寸法が好ましい。

活性層１１の材料は、好ましくは、単結晶、多結晶、又は複合形態（マトリックス、一般に、ポリマー中の圧電セラミック粉末の分散体に対応する）の圧電セラミックから選択される。一例として、以下のセラミックが挙げられてもよい：ニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ_３）、タンタル酸リチウム（ＬｉＴａＯ_３）、ニオブ酸カリウム（ＫＮｂＯ_３）、（ＢａＴｉＯ_３）、水晶（ＳｉＯ_２）、ニオブ酸鉛マグネシウム－チタン酸鉛（ＰＭＮ－ＰＴ）、チタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）、カリウムナトリウムニオブリチウムアンチモン（ＫＮＮ－ＬＳ）に基づく材料、又はチタン酸カルシウム（ＫＮＮ－ＬＳ－ＣＴ）で改質された材料、カリウムナトリウムリチウムニオブタンタルアンチモン（ＫＮＮＬＮＴＳ）に基づく材料、チタン酸ビスマスナトリウム（ＢＮＫＬＢＴ）等。

積層体１０はまた、活性層１１の一方の面又は両方の面（すなわち、活性層１１のいずれかの側）に配置された２つの接触電極１２、１３を含み、層１１の分極（周期的な生体信号を表す）によって動かされる電荷の自由循環を可能にする。

好ましくは、接触電極１２、１３は、活性層１１の厚さの２倍未満、あるいは活性層１１の厚さ未満の累積厚さを有し、したがって、各電極１２、１３は、有利には、１０ミクロン未満、あるいは５ミクロン未満の厚さを有する。

接触電極１２、１３は、純金属材料（例えば、Ａｇ、Ａｕ、Ｐｄ、Ｐｔ、Ｃｕ、Ｎｉ、Ｗ、又はＴｉ）、導電性合金、又は二次元（２Ｄ）導電性材料（例えば、グラフェン）から形成されてもよい。各電極１２、１３の導電性材料と活性層１１との間には、拡散バリア（例えば、ＴｉＮ、ＷＮ、又はＴａＮから作製される）、及び接着層（例えば、Ｃｒ、又はＴｉから作製される）が設けられていてもよい。

有利には、積層体１０は、活性層１１及び２つの接触電極１２、１３のみからなる。

振動センサ１００はまた、主平面（ｘ、ｙ）に対して平行に延在し、２つの電気端子３２、３３を備えるプリント回路３１を含む可撓性支持層３０を備える。（振動センサ１００の一部もまた形成する）電気接続層２０は、積層体１０と支持層３０との間に配置され、各接触電極１２、１３を電気端子３２、３３に接続する。

電気接続層２０は、インタポーザ又は異方性導電フィルム（Anisotropic Conductive Film、ＡＣＦ）によって形成される。全ての場合において、目的は、積層体１０の２つの接触電極１２、１３が、積層体１０の１つの同じ面において到達され得ることである。次に、この面（下面と呼ばれる）は、接続層２０と関連付けられる。接触電極１２、１３が、それぞれ、活性層１１の下面及び他方の面（上面と呼ばれる）に配置される場合、活性層１１を貫通し、上面に配置された電極１２を、下面に配置され、同じく下面に配置された他方の電極１３から電気的に絶縁されたスタッド部１２ａに電気的に接続する導電性ビア１４を設けることが有利である。

インタポーザは、熱可塑性（絶縁性）樹脂と、各接触電極１２、１３と電気端子３２、３３との間の接続を可能にする導電性材料（例えば、ニッケル）と、から構成されてもよい。

異方性導電フィルムは、従来、絶縁性ポリマーマトリックス中に分散された導電性ビーズから構成されており、積層体１０／ＡＣＦ２０／支持層３０に圧力又は熱圧着が加えられた場合、導電性ビーズを介して、（通常は余分な厚さで）電極１２ａ、１３と端子３２、３３との間に垂直方向の電気伝導が確立されるが、層間ゾーンは絶縁性のままである。

電気接続層２０を形成するために使用され得る異方性導電接着剤（Anisotropic Conductive Adhesives、ＡＣＡ）もある。これらの接着剤は、ポリマーマトリックスが、熱的に活性化されて（重合によって）最終ポリマーを形成することが可能な液体前駆体によって置換されることを除いて、前述の異方性導電フィルム（ＡＣＦ）と同じ原理に基づき、最終結果は、ＡＣＦ（絶縁マトリックス中に分散された導電性ビーズ）と同様のままであるが、適用が液相で行われるという事実を考慮すると、電気接続層２０の厚さを大幅に低減することが可能である。

より基本的な解決策、すなわち、下面の各電極及びスタッド部を関連する端子３２、３３に接続するための導電性ペーストと、電極１２ａ、１３を互いに電気的に絶縁し、端子３２、３３を互いに電気的に絶縁するための絶縁充填材料と、を実装することもまた考えられ得る。

電気接続層２０は、積層体１０の主面のうちの１つとのみ接触しており、積層体１０の縁部及び他方の主面は、接続層２０と機械的に接触することなく、完全に自由である。

したがって、電気接続層２０は、少なくとも部分的に導電性材料から構成され、例えば、所望により絶縁体で被覆されたケーブル又はワイヤによる接続とは逆に、電極と端子との間の直接垂直接続を提供する。ケーブルが存在しないことにより、振動センサ１００の感度が改善され、関連するケーブル及び溶接部に連結された追加の剛性が構造に導入されることが回避される。

したがって、好ましくは、電気接続層２０は、積層体１０の主面全体に対して直接かつ均一に接触している。その他の面の側では、層２０は、有利には、支持層３０の面に対して直接かつ均一に接触している。

電気接続層２０は、典型的には、５０ミクロン未満の厚さ、特に、１ミクロン～１０ミクロンの厚さを有する。

支持層３０は、有利には、５００ミクロン以下の厚さを有する自己支持層である。これは、それに必要な可撓性を所与する。

一変形形態によれば、支持層３０は、プリント回路３１を形成する材料から本質的に構成される（図２ａ）：例えば、ガラス繊維で強化されたエポキシ樹脂の複合材である。別の変形形態によれば、支持層３０は膜３５もまた備え、次に、プリント回路３１は膜３５と電気接続層２０との間に位置する（図１ａ及び図３ａ）。したがって、膜３５の材料及びその厚さは、支持層３０に目標とする可撓性を与えるように選択及び調整され得る。膜３５は、例えば、金属、ポリ塩化ビニル（polyvinyl chloride、ＰＶＣ）、又はエポキシ及びガラス繊維で作製されてもよい。一例として、膜３５（存在する場合）は、５０～３００ミクロンの厚さを有してもよく、プリント回路３１は、３０～２００ミクロンの厚さを有してもよい。

典型的には、支持層３０は、１１５００００Ｎ／ｍ～６９０００００Ｎ／ｍの剛性を有する。支持層３０の可撓性は、その厚さ及びその剛性に関連して、生体信号の各パルスにおいて、変形を活性層１１に効果的に伝達することを可能にする。

有利には、積層体１０及び支持層３０は、それぞれ、主面（ｘ、ｙ）において第１の表面積及び第２の表面積を有し、第１の表面積は、第２の表面積の３０％以下である。積層体１０は、特に組み立てを容易にするために、支持層３０の中央部分に配置され得る、又は測定しようとする生体信号の周期的なパルス化によって発生される支持層３０の変形にできるだけ干渉しないように周縁に配置され得るが、全体的な目的は、振動センサ１００の幾何学的形状に応じて、積層体１０が受ける変形を最適化することである。

本発明によるセンサの第１の実施形態によれば、支持層３０は、個体と（それらの皮膚に対して、又はそれらの衣服若しくは毛皮に対して）接触するように意図される。

次に、支持層３０は、生体信号の周期的なパルス化に起因して変形し、この変形を積層体１０の活性層１１に伝達する。

第２の実施形態によれば、振動センサ１００は、理想的には、５×１０^５Ｐａ^＊ｓ／ｍ～３×１０^６Ｐａ^＊ｓ／ｍに含まれる音響インピーダンスを有するインピーダンス整合層４０を更に備える。この音響インピーダンスは、支持層３０への生体信号のパルスの伝達を容易にするように、筋肉及び脂肪の音響インピーダンス（１．３×１０^６Ｐａ^＊ｓ／ｍ～１．５×１０^６Ｐａ^＊ｓ／ｍに含まれるインピーダンス）に近いように意図的に選択される。例えば、インピーダンス整合層４０は、シリコーン（音響インピーダンス１．６×１０^６Ｐａ^＊ｓ／ｍ）から形成されてもよい、又はバイオプラスチック、例えば、ブランドＥｃｏｆｌｅｘ（登録商標）（音響インピーダンス１．０５３×１０^６Ｐａ^＊ｓ／ｍ）から形成されてもよい。

インピーダンス整合層４０は、支持層３０の、電気接続層２０と接触している面とは反対側の面上に、支持層３０に対して配置されている。インピーダンス整合層４０は、典型的には、１０ミクロン以上、例えば、５０ミクロン～５ｍｍの厚さを有する。支持層３０が膜３５を含む場合、その膜は、インピーダンス整合層４０と接触している。

インピーダンス整合層４０は、個体と（皮膚に対して、又は衣服若しくは毛皮に対して）接触するように意図されている。身体組織とのそのインピーダンス整合に起因するパルスを効果的に伝達することに加えて、この層４０はまた、その可撓性で変形可能な材料が接着摩擦によって接触面に「接着」する傾向があるので、個体に対するセンサ１００の保持を容易にする。したがって、センサ１００の第２の実施形態におけるインピーダンス整合層４０の存在は、生体信号が捕捉されるべき個体の周りの測定環境が騒々しい場合、及び／又は個体が動いている場合に、特に好ましい。

説明される実施形態のいずれにおいても、振動センサ１００が、図３ａ及び図３ｂに示されるように、少なくともインピーダンス整合層４０（存在する場合）を取り囲む、又は支持層３０（インピーダンス整合層４０が存在しない場合）の全部若しくは一部を取り囲む周縁封止部６０を備えることが、有利である場合がある。この封止部６０は、センサ１００が個体と接触して配置された場合に、局所的なトポロジーを収容することを可能にする。

振動センサ１００の支持層３０はまた、支持層３０の周縁ゾーンに堅固に接続された補強構造５０を備えてもよい。補強構造５０の機能は、支持層３０及びインピーダンス整合層４０（存在する場合）の周縁を不動化し、したがって、測定しようとする生体信号の周期的パルス化によって発生されるそれらの変形を強調することである。補強構造５０は、例えば、以下のような様々な形状をとることができる。
－連続フレーム（図４（ａ））、有利には（図１ｂ及び図２ｂに示されるような）リングであるが、所望により長方形（図２ｃ）、三角形、若しくは別の多角形、又は
－２つの剛性領域（図４（ｂ））、３つの剛性領域（図４（ｃ））、あるいはそれ以上から構成される、不連続フレーム。

補強構造は、有利には、ＰＥＴ（polyethylene terephthalate、ポリエチレンテレフタレート）、ＰＭＭＡ（polymethyl methacrylate、ポリメチルメタクリレート）、ＰＵ（polyurethane、ポリウレタン）、ＰＶＣ（polyvinyl chloride、ポリ塩化ビニル）、ＰＰ（polypropylene、ポリプロピレン）等などの、３０ショアＤ超の硬度を有する材料から形成される。

更に、積層体１０、接続層２０、支持層３０、及び潜在的にインピーダンス整合層４０を備える組み立て体の低減された総厚を考慮すると、それは、センサ１００の取り扱いを容易にし、その堅牢性を促進するシステムを提供することが賢明であり得る：補強構造５０は、このようなシステムに関与する。

振動センサ１００の堅牢性を更に改善し、特に活性層１１を保護する目的で、センサ１００には、好ましくは、積層体１０の上方に、積層体１０から距離を置いて配置された保護層７０が設けられる。保護層７０は、有利には、補強構造５０に堅固に接続されてもよい。図１ｂ、図２ｂ、図２ｃ及び図３ｂに示すように、この保護層７０は、特に、例えば、５００ミクロン厚のプラスチックシェルからなってもよい。それは、積層体１０から（図中のｚ軸に沿って）ある距離に（したがって、積層体と接触せずに）配置されるので、支持層３０に関連してその変形を妨げない。

図１ｂ、図２ｂ、及び図３ｂは、正方形の積層体１０を備える、主平面（ｘ、ｙ）内のほぼ円形の振動センサ１００を示すことに留意されたい。積層体１０及び支持層３０（及びセンサ１００を形成する組み立て体のその他の層）の両方のための任意のその他の形態が、当然考えられる。

本発明による振動センサ１００は、個体の少なくとも１つの周期的な生体信号を測定するための非侵入型装置２００の一部を形成するように定義される。本発明の主題でもあるこのような装置２００は、（個体の特徴的な周期的生体信号に関連付けられた）生信号を測定するための上述のような少なくとも１つの振動センサ１００と、生信号を分析及び解釈し、次に周期的生体信号又はこの生体信号に関する情報を抽出するための、当該振動センサ１００に接続された電子端子１５０と、を備える。装置２００は、振動センサ１００（図５（ａ）、（ｂ））、又は電子端子１５０に接続された複数（２つ以上）のセンサ１００（図５（ｃ））を備えてもよい。複数のセンサ１００がある場合、同じ個体又は複数の個体（例えば、妊婦及びその胎児など）からの同じ信号又は異なる生体信号（心拍数及び呼吸）を測定することが可能である。

上述したように、振動センサ１００の支持層３０、又は存在する場合にはインピーダンス整合層４０は、個体に対して、皮膚に対して直接、又は衣類（ヒト）、毛皮（動物）等のいずれかに対して配置されるように、意図されている。振動センサ１００の感度は、構成（皮膚接触又は衣服のような中間層）にかかわらず、生信号を捕捉することを可能にする。

本発明による振動センサ１００は更に、対象となる周波数範囲（心拍数及び呼吸数について、典型的には、０．２Ｈｚ～５００Ｈｚの周波数範囲、あるいは７０Ｈｚ以下の周波数）の外側に位置する周波数を大幅に減衰させるという利点を有する：特に、発話及びその他の環境音は、インピーダンス整合層４０を伴う第２の実施形態の場合には最も特に、測定信号を汚染しないことが観察されている。したがって、測定が行われる時の個体の音環境は、静かで無音である必要はなく、個体は不動のままである必要はない。これは、生体信号を追跡する可能性を大幅に拡大し、従来技術の装置よりも制限の少ない条件下でそのようになる。

好ましくは、振動センサ１００（すなわち、支持層３０又は所望によりインピーダンス整合層４０）を、測定することが望まれる生体パルス（呼吸数、心拍数）が触れると触知できる身体のゾーンに対して配置するように選択される。

振動センサ１００と電子端子１５０とを接続するために、センサ１００のプリント回路３１は、ワイヤ接続素子３１ｂ、例えば、シートの形態のストリップを含んでもよく、
図１ａ、図１ｂ、及び図３ａ、図３ｂに示される。ワイヤ接続素子３１ｂの端部片は、プリント回路３１の電気端子３２、３３に接続された電気接触コネクタを備えるが、これは、電子端子１５０に接続され得る。電子端子１５０は、この場合、センサ１００から離れて、特に、個体に固定するためのモジュール（例えば、ポケット、ベルト、ブレスレット等）上に配置され得る。センサ１００から更に離れて、電子端子は、固定された、又は所望により移動可能なモニタなどの、より複雑な外部システムに接続又は統合され得る。

あるいは、振動センサ１００の補強構造５０は、図２ａに見られるように、それぞれがプリント回路３１の電気端子３２、３３に接続された２つの電気接触アウトレット８２、８３の支持体であってもよい。このような場合、電子端子１５０は、補強構造５０上に直接重ねられ、２つの電気接触アウトレット８２、８３を介してセンサ１００に電気的に接続され得る。一変形形態によれば、保護層７０は、電気接触アウトレット８２、８３を中継し、電子端子１５０に接続されるように意図された中間接触プラグ８２’、８３’を提供してもよい（図２ｂ、図２ｃ）。この場合、後者を保護層７０上に直接配置し得る。端子１５０がセンサ１００の上に重ねられるこれらの構成では、装置２００は、特に小型形態をとり得るが、携帯型で潜在的に自律的な装置を形成し得る。

端子１５０は、振動センサ１００によって測定された生信号を分析及び解釈することを可能にする、様々な電子ステージを含む。振動センサ１００によって測定された生信号を調整するためのアナログステージは、まず、センサ１００から受信した電気信号を増幅し、フィルタリングする。このステージは、典型的には、抵抗比がセンサ１００から受信した電気信号の増幅利得を設定する電荷増幅タイプの第１のブロックと、目標生体信号の音響スペクトルを超える周波数をフィルタリングすることを可能にするＳａｌｌｅｎ＆Ｋｅｙフィルタタイプの第２のブロックと、から構成される。次に、電子端子１５０は、調整ステージからくる信号のアナログ－デジタル変換のステージを含む。次に、マイクロコントローラから構成されるデジタル信号の処理ステージは、シャノンエネルギー包絡関数（Shannon energy envelope function）を計算することによって、信号の形成を実行する。最後に、形成された信号から、上記の生体信号を表す目的の出力パラメータを計算し得る。

生体信号又は目的の出力パラメータに関連する収集されたデータは、後続の分析のために記憶され得るか、又は実時間で解釈されて、二次システムの応答をトリガし得るが、二次システムは、装置２００又は外部装置に含まれる。応答は、情報フィードバック（視覚的、聴覚的、機械的等）及び／又は、以下の１つ以上の動作のトリガであり得る。
－機械的（複数可）：システムの開／閉、
－電気的（複数可）：システムのオン／オフ／変更、油圧、空気圧、熱等。

可能な外部システムへの目的の出力パラメータの送信を許可するために、電子端子１５０は通信ステージを含んでもよい。例えば、周知の接続プロトコル（ＣＡＮ（Controller Area Network、コントローラ・エリア・ネットワーク）、ＵＡＲＴ（Universal Asynchronous Receiver/Transmitter、汎用非同期送受信機）、ＵＳＢ（Universal Serial Bus、ユニバーサル・シリアル・バス））又は無線データ伝送（Ｗｉ－Ｆｉ、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ等）が使用されてもよい。

ポータブル装置２００の場合、電子端子１５０の様々な前述のステージに電力を供給するために、好ましくは、再充電可能なバッテリが設けられ得る。

本発明による周期的な生体信号を測定するための振動センサ１００及び非侵入型装置２００は、医療、健康、輸送、産業、スポーツ、又はレジャーの分野における多数の適用分野に対処し得る。

上述したように、装置２００は、以下の様々な構成へと分解され得る：
－小型形態（重ねられたセンサ１００及び端子１５０）又は分離された形態（ワイヤ接続素子３１ｂによって端子１５０に接続されたセンサ１００）の携帯型自律装置、
－小型形態又は分離された形態の携帯型装置であって、端子１５０が、例えば、バックアップ輸送手段又は医療検査室内のより複雑な外部システム（特にモニタ）に有線接続されるように構成されている、携帯型装置、
－小型携帯又は分離された形態の固定装置であって、端子１５０が、ワイヤによって接続されるか、又は固定されたより複雑な外部システムと一体化される、固定装置。

代表的実施形態：
次に、振動センサ１００及び装置２００の製造実施例について説明する。本発明の主題であるセンサ１００及び装置２００を製造するために実装することが可能な、異なる種類の層を積み重ねて組み立てるためのその他の方法も存在するため、
当然のことながら、この実施例は限定されるものではない。

振動センサ１００の積層体１０を製造するために、特に、刊行物「Ｆｌｅｘｉｂｌｅ ＰＺＴ ｔｈｉｎ ｆｉｌｍ ｔｒａｎｓｆｅｒｒｅｄ ｏｎ ｐｏｌｙｍｅｒ ｓｕｂｓｔｒａｔｅ」（Ｓｕｒｆａｃｅ ａｎｄ Ｃｏａｔｉｎｇｓ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、Ｅｌｓｅｖｉｅｒ、２０１８年、３４３、ｐｐ．１４８－１５２）においてＴ Ｄｕｆａｙらによって説明されているものに近い転写方法を使用することが可能である。

ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛、lead zirconate titanate）前駆体の溶液は、犠牲基板（例えば、アルミニウム）上にスピンコーティングによって堆積されて、粘性層を形成する。電気経路の通過を可能にするために、上記の層を貫通して開口部が形成される。次に、６５０℃の熱処理を適用してＰＺＴを結晶化させ、厚さ５ミクロンの圧電材料から作製される活性層１１を形成する。

厚さ４００ｎｍの白金接触電極１２が、ＰＺＴで作製された活性層１１の上部（自由）面上に化学蒸着技術（例えば、ＰＥＣＶＤ（Plasma Enhanced Chemical Vapor Deposition、プラズマ励起化学気相成膜法））によって堆積され、次に、ポリウレタン接着層で覆われる。電気経路を通すために、電極／接着剤層の積層体を貫通して、開口部もまた形成される。活性層１１の取り扱いを容易にするために、厚さ２００ミクロンのポリマー（例えば、ＰＥＴ）で作製された一時層が、熱圧縮ポリウレタン接着剤層に取り付けられる。一時層は、電気経路の通過を可能にするために開放され、導電性接着剤で充填されるが、導電性接着剤は、接触電極１２と電気的に接触する導電性ビア１４を形成する。次に、ＰＺＴから作製される活性層１１の下面が露出するまで犠牲基板を化学エッチングする。ビア１４と電気的に接触するその他の接触電極１３及びスタッド部１２ａは、ＰＺＴの下面上にアルミニウム堆積（約４００ｎｍ）によって形成される。

本製造方法は、大きな横方向寸法を有するＰＺＴ膜の作成を可能にし得るが、その後、本発明による振動センサ１００へのその集積化に望ましい横方向寸法を有する活性層１１を画定するように、切断される。説明した実施例では、活性層１１は、５ｍｍ×１５ｍｍの（主面（ｘ、ｙ）に沿った）横方向寸法を有する。

次に、１００ミクロンの厚さを有し、横方向寸法が活性層１１の横方向寸法と実質的に同一であり、２つの電気端子３２、３３を備えるプリント回路基板（Printed Circuit Board、ＰＣＢ）３１が選択される。プリント基板３１上には、異方性導電フィルム（ＡＣＦ）２０が積層されている。（「ピックアンドプレイス」型の）ハンドリングマシンを使用して、活性層１１を接続層２０に対向して配置し、（活性層１１の下面上の）各電極１２ａ、１３がプリント回路３１の電気端子３２、３３と整列するようにする。次に、熱圧着による組み立てが実行される。

次に、一時的ポリマー層を除去し得る。

次に、プリント回路３１を、厚さ３００ミクロン、横寸法５０ｍｍのＰＶＣ膜３５に接合して、支持層３０の形成を完成させる。

厚さ３ｍｍのシリコーンで作製されたインピーダンス整合層４０は、膜３５に対して積層、スクリーン印刷、又は成形によって、組み立てられ得る。

ポリプロピレン補強構造５０及びシリコーン周縁封止部６０は、嵌合によって膜３５の周縁に取り付けられる。活性層１１の上方で、及び活性層１１から距離を置いて、保護層７０を形成するポリプロピレン被覆が、補強構造５０上に注がれ、注入され、又は積層される。

本実施例では、プリント回路３１は、電気コンタクトプラグを介して、プリント回路３１の電気端子３２、３３を電子端子１５０に接続することを可能にする、ワイヤ素子３１ｂ（ウェブ）を備える。端子１５０は、一般的な説明で述べられる電子ステージを備える。

このように形成された装置２００を用いて、ヒトの心拍数の測定への適用実施例が、図６ａ及び図６ｂに示されている。

心周期は２つのフェーズを含み、第１の局面は収縮局面（心収縮期）であり、第２の局面は弛緩局面（心拡張期）である。収縮期の間、血液は心臓の心室から排出され、拡張期の間、心室は血液で満たされる。心室収縮は、僧帽弁及び三尖弁の閉鎖をもたらす。心音は、心周期におけるそれらの場所に基づいて命名され、その特定の時点で発生する。この初期心音を、第１心音Ｓ１と呼ぶ。これは、心室容積が最大である心室収縮期の開始時に発生する。第１の音Ｓ１は、心室圧曲線が心房圧よりも大きくなり、僧帽弁及び三尖弁が閉じる場合に、心室圧曲線の上昇の初期に現れる時点に対応する。これは、ＥＣＧ（electrocardiogram、心電図）のＱＲＳ群に対応する。心音図と呼ばれる心音のグラフ記録では、これは、記録された構成要素の最初のものである。第２の心音Ｓ２は、心室収縮期の終わりに、心室圧力曲線上の重拍脈波の時点で、肺動脈弁及び大動脈弁が閉じる場合に発生する。これは、心音図上に記録された構成要素の第２のものである。Ｓ１とＳ２との間の期間は、心室収縮を表す。

心臓の音響スペクトルは、典型的には、０Ｈｚと１３００Ｈｚとの間に広がる。しかしながら、心臓によって放出される音響出力の大部分は、７０Ｈｚ未満である。

「話す」音声のレベルは性別及び年齢によって異なるが、典型的には、７５Ｈｚと４５０Ｈｚとの間であることを想起されたい。これにより、心臓情報と音声情報とを分離することが可能となる。

心拍数の測定のために、装置２００は、個体の胸部の実質的に左側に配置され、インピーダンス整合層４０は、彼らの衣服（本実施例では、２つの厚さの綿及びウールの衣服）と接触して配置される。

図６ａは、本発明による振動センサ１００によって、０～１３００Ｈｚの範囲の周波数スケールで取得された、生スペクトログラムＡを示す（取得周波数は１２８ｋＨｚ）。基準スペクトログラム（Ｒｅｆ）は、音環境に関する信号の、従来のマイクロフォンによる（振動センサ１００によって行われる心拍数の測定と並行した）取得に対応する。生体信号の測定が実行される個体は、その他の人々と話しており、したがって、音環境は、基準スペクトログラム（Ｒｅｆ）から分かるように、雑音が多い。

図６ｂにおいて、スペクトログラムＡの１５秒の抽出Ｂが、３００Ｈｚで低域フィルタを適用した後に、周波数スケール０～３００Ｈｚで報告されている。０～７０Ｈｚの周波数範囲における規則的なピーク（スペクトログラムＢ上の白い矢印によって指し示される）は、非常に明確に識別可能であり、それらは、本発明による振動センサ１００によって測定される心拍数に対応することに留意されたい。３００Ｈｚでカットすることによって、心臓パルスに関連する情報の大部分は保存されるが、多くの寄生周波数が除去され、特に、音声に関連し、特に、航空、船舶、又は自動車（個体、集団、緊急、又はその他）において、又は一般に騒がしい場所において経験され得る、３００Ｈｚ～１３００Ｈｚの任意のその他の周囲雑音に関連する。

スペクトログラムＢ上に示されるピークは、波の形態で視覚化され得る。これは、図６ｂに示す信号Ｃである。この信号Ｃに対する拡大図Ｄは、個体の心拍数に対応する第１の雑音Ｓ１及び第２の雑音Ｓ２を表すピークを明らかにする。

信号Ｃ及びＤから、個体の心拍数を表す周期信号及び／又は出力パラメータを抽出することが可能である。

以上説明したように、本発明による周期的な生体信号を測定するための振動センサ１００及び非侵入型装置２００は、測定時の音環境及び個体の活動にかかわらず、生体信号に関する信頼できる情報を提供するが、それらは、個体の皮膚との直接接触を必要としないので、測定制約を更に緩和する。

当然のことながら、本発明は、説明された実施形態及び実施例に限定されるものではなく、特許請求の範囲によって定義される本発明の範囲から逸脱することなく、変形実施形態をそれに提供し得る。

Claims (15)

1. 個体の少なくとも１つの周期的な生体信号を測定するための振動センサ（１００）であって、
   －主平面（ｘ、ｙ）に対して平行に延在し、圧電材料で作製された活性層（１１）と、前記活性層（１１）の少なくとも１つの面上に配置された２つの接触電極（１２、１３）と、を含む、積層体（１０）であって、前記活性層（１１）が、２０ミクロン以下の厚さ及び６０ＧＰａ以上のヤング率を有する、積層体（１０）と、
   －前記生体信号の各パルスにおいて前記積層体（１０）の前記活性層（１１）に変形を伝達するように構成された可撓性支持層（３０）であって、前記可撓性支持層（３０）が、前記主平面（ｘ、ｙ）に対して平行に延在し、２つの電気端子（３２、３３）を備えるプリント回路（３１）を含む、可撓性支持層（３０）と、
   －前記積層体（１０）と前記可撓性支持層（３０）との間に配置され、各接触電極（１２、１３）を電気端子（３２、３３）に接続する、電気接続層（２０）と、を備え、
   前記可撓性支持層（３０）の側で前記個体と接触して配置されるように意図されている、振動センサ（１００）。
2. ５×１０^５Ｐａ^＊ｓ／ｍ～３×１０^６Ｐａ^＊ｓ／ｍに含まれる音響インピーダンスを有し、前記電気接続層（２０）と接触している面とは反対側の前記可撓性支持層（３０）の面上に配置された、インピーダンス整合層（４０）を備える、請求項１に記載の振動センサ（１００）。
3. 前記活性層（１１）の前記圧電材料が、単結晶、多結晶、又は複合形態のセラミックから選択される、請求項１～２のうちの一項に記載の振動センサ（１００）。
4. －前記接触電極（１２、１２ａ、１３）が、前記活性層（１１）の前記厚さの２倍未満の累積厚さを有し、
   －前記可撓性支持層（３０）が、自己支持型であり、５００ミクロン以下の厚さを有し、
   －前記インピーダンス整合層（４０）が、１０ミクロン以上の厚さを有する、請求項１～３のいずれか一項に記載の振動センサ（１００）。
5. 前記電気接続層（２０）が、インタポーザによって、又は異方性導電フィルムによって形成されている、請求項１～４のうちの一項に記載の振動センサ（１００）。
6. 前記可撓性支持層（３０）が、前記電気接続層（２０）と接触している面とは反対側の前記プリント回路（３１）の面上に配置された膜（３５）を含む、請求項１～５のうちの一項に記載の振動センサ（１００）。
7. 前記積層体（１０）及び前記可撓性支持層（３０）が、それぞれ、前記主平面（ｘ、ｙ）において第１の表面積及び第２の表面積を有し、前記第１の表面積が、前記第２の表面積の３０％以下である、請求項１～６のうちの一項に記載の振動センサ（１００）。
8. 前記可撓性支持層（３０）が、前記可撓性支持層（３０）の周縁ゾーンに堅固に接続された補強構造（５０）を備える、請求項１～７のうちの一項に記載の振動センサ（１００）。
9. 前記プリント回路（３１）が、前記振動センサ（１００）を電子端子（１５０）に接続するためのワイヤ接続素子（３１ｂ）を備える、請求項１～８のうちの一項に記載の振動センサ（１００）。
10. 前記補強構造（５０）が、前記振動センサ（１００）を電子端子（１５０）に接続するために、それぞれが電気端子（３２、３３）に接続された２つの電気接触アウトレット（８２、８３）を支持する、請求項８に記載の振動センサ（１００）。
11. 周縁封止部（６０）を備える、請求項１～１０のうちの一項に記載の振動センサ（１００）。
12. 前記積層体（１０）の上方に、前記積層体（１０）から離間して配置された保護層（７０）を備え、前記保護層（７０）が、前記可撓性支持層（３０）に堅固に接続されている、請求項１～１１のうちの一項に記載の振動センサ（１００）。
13. 個体の少なくとも１つの周期的な生体信号を測定するための非侵入型装置（２００）であって、
    －前記周期的な生体信号を表す生信号を測定するための、請求項１～１２のうちの一項に記載の、少なくとも１つの前記振動センサ（１００）と、
    －前記振動センサ（１００）に接続され、前記生信号を分析及び解釈し、前記周期的な生体信号又は前記周期的な生体信号を表す出力パラメータを抽出する、電子端子（１５０）と、を備える、非侵入型装置（２００）。
14. 前記電子端子（１５０）が、
    －前記振動センサ（１００）によって測定された前記生信号を調整するためのアナログステージと、
    －前記調整ステージからくる前記信号のアナログ信号からデジタル信号にする変換ステージと、
    －前記デジタル信号を形成し、前記生体信号を表す出力パラメータを計算するための、デジタル信号処理ステージと、を含む、請求項１３に記載の非侵入型装置（２００）。
15. 前記電子端子（１５０）が、外部システムと通信するステージを含む、請求項１３及び１４のうちの一項に記載の非侵入型装置（２００）。

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