JP5604099B2 - 生理信号処理装置及び関連する処理方法 - Google Patents

Description

本発明は、外来医療（ａｍｂｕｌａｔｏｒｙ ｓｅｔｔｉｎｇｓ）、臨床医療（ｃｌｉｎｉｃａｌ ｓｅｔｔｉｎｇｓ）、又は病院での生理データの収集及び生理モニタリングに関係し、特に、そこで有用な小型で低電力な処理装置を提供する。

生理モニタリングシステムは、通常、処理装置及びセンサーデータのフィルタリング、処理、及び分析のための回路を含む。これらの装置は、通常、標準マイクロプロセッサ、又はＳＩＳＤ（ｓｉｎｇｌｅ−ｉｎｓｔｒｕｃｉｏｔｎ−ｓｉｎｇｌｅ−ｄａｔａ）方式でデータを処理するマイクロコントローラーの周辺に設計される。したがって、処理作業は、時間内で順次行われなければならない。さらに、現在の生理処理装置は、しばしば、外部回路を最小化するために、信号処理機能をマイクロプロセッサに割り当てる。そのような信号処理は、さらに、マイクロプロセッサの順次処理能力を競う。

上述の理由により、センサーの数が増加し、且つセンサー処理作業がより複雑になるため、生理処理装置のマイクロプロセッサ又はマイクロコントローラーは、急速にボトルネック（ｂｏｔｔｌｅｎｅｃｋ）となる。さらなるセンサー又は処理作業も追加は、装置の再設計、少なくともより性能がよいマイクロプロセッサを含むことを必要とする可能性がある。

処理装置が、独立したセンサーからのデータを独立して処理する生理モニタリング装置において有用であり、且つ拡大縮小が可能であることが望ましいということは明白である。そのような装置は、より容易に追加のセンサーを収容し、処理を複雑化でき、さらに多数のデータストリームにリアルタイムでの応答を可能にする。

本発明は、そのような生理モニタリング装置用、特に、移動式モニタリング装置用の改良された処理装置を提供する。

以下、本発明により提供される装置は、処理ボード（ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｂｏａｒｄｓ）、プリント回路基板（ｐｒｉｎｔｅｄ ｃｉｒｃｕｉｔ ｂｏａｒｄｓ）、ＰＣボード、ＵＲＢ（ｕｐｇｒａｄｅｄ ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｂｏａｒｄ）ボードなどと称される。具体的に、本発明の装置は、小さく、低電力で構成されることが好ましく、個人生理データ収集システム、特に移動式（ａｍｂｕｌａｔｏｒｙ ｕｓｅ）であることを意図されたそのようなシステムにおいて有用であるように設計されてデザインされた内蔵型処理ボードであることが好ましい。その装置は、自律的であり且つ移動できるモニタリングを可能にし、第３者モニタリングシステムへ容易に統合でき、センサー又は処理作業の追加の適応を準備する。

一般的に、ＵＲＢボードは、アナログセンサー信号を処理しデジタル化するアナログフロントエンド（ＡＦＥ；ａｎａｌｏｇ ｆｒｏｎｔ ｅｎｄ）回路と、デジタル化されたセンサーデータ（又は、デジタルデータを直接供給するセンサーからのデータ）を処理するデジタル回路とを含む。デジタル回路は、ＭＩＭＤ処理（ｍｕｌｔｉｐｌｅ−ｉｎｓｔｒｕｃｉｏｔｎ−ｍｕｌｔｉｐｌｅ−ｄａｔａ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）のように構成され、さまざまな実施形態において（専用の集積回路のように）固定された構成を有することができ、又は、例えば、ＦＰＧＡのように、開始時に初めにロードされるファームウェアプログラミングによって構成可能であることができ、又は、並列プロセッサ或いは実行中にロードされるソフトウェアによって構成されるプロセッサなどであることができる。ファームウェアは、同時に、デジタル回路を構成し、センサー信号を受信し（必要であれば、アナログ回路による処理の後に）、受信した信号を処理し、処理した信号を生理的に意味のある信号に変換し、エンコードされたデータストリームに出力する。任意の機能は、ハードウェアチェック（ｈａｒｄｗａｒｅ ｃｈｅｃｋｉｎｇ）、センサーチェック（ｓｅｎｓｏｒ ｃｈｅｃｋｉｎｇ）（例えば、範囲チェック（ｒａｎｇｅ ｃｈｅｃｋｉｎｇ））、電源管理（ｐｏｗｅｒ ｍａｎａｇｅｍｅｎｔ）（例えば、Ｌｉイオン電池の管理）などを含むことができる。本発明の異なる実施形態は、特定の生理モニタリングアプリケーションに対して最適化された物理的大きさ及び電源条件を有することができる。

好ましくは、本発明のＭＩＭＤ回路は、個々のセンサーに適合するアルゴリズムに従って、さまざまな生理的センサーからの信号を処理する多数の独立した機能ユニットの中にファームウェア構成されることができるＦＰＧＡ（ｆｉｅｌｄ−ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙｓ）に内蔵される。好ましいＦＰＧＡは、処理能力が常にアプリケーション要求に適応できるように、低電力ＦＰＧＡ装置の一群から選択される。好ましいＦＰＧＡ群は、低零入力電流（ｌｏｗ ｑｕｉｅｓｃｅｎｔ ｃｕｒｒｅｎｔ）、群の間でのピン互換、内部ブロックＲＡＭ及び内部分散ＲＡＭ、混合回路図のためのソフトウェアサポートツール、ＨＤＬデザイン、及び階層マクロに基づくデザイン（デジタルフィルタ、計算ブロック（ｃｏｍｐｕｔａｔｉｏｎａｌ ｂｌｏｃｋｓ）などでみられるように処理機能が再現される場合に有用である）を有する。他の実施形態において、デジタル信号プロセッサ、特に構成された集積回路、1つ以上の並列プロセッサなどが使用できる。

タスク切り替え及び他のプロセッサの管理の経費を取り除くという点において電力を効率的に使用でき、センサーデータストリームの独立した処理で多数の生理的入力にリアルタイムに正確に応答することが可能であり、例えば、呼吸のイベント、心臓イベント、位置及び活動イベント、温度偏差などに対するリアルタイムでの応答、メモリは処理ブロックとともに区分され再現されることができるためメモリ競合が減少できることを含む利点を有するので、設定可能なＦＰＧＡに基づき且つ類似したアーキテクチャが好ましい。これらの利点は、ＳＩＳＤ処理を実装する標準マイクロプロセッサでは見られず、メモリーアクセスにより著しく制限され得る。

より詳細には、ＦＰＧＡに基づき且つ同様に類似し、設定可能な（及び他も類似した）アーキテクチャは、パフォーマンスにほとんど或いは全く影響を及ぼさずに処理機能の再現及び拡張を可能にする。1つのセンサーからの信号の処理が他のセンサーからの信号の処理に影響を及ぼさないように、独立したプロセッシングリソースは、（複製か又はそれぞれが独自である）いくつかのセンサーの各々に提供される。さらに、各センサー処理機能の個別の処理サブ機能は、全クロック速度で中断することなしに独立的にパイプライン型であることができるため、追加のパフォーマンスの改善が可能である。そのような類似機能の再現及びパイプライン方式は、ＣＰＵベースのデザインでは不可能である。

本発明のＵＲＢボードは、好ましくは、好ましい実施形態において、少なくとも１つのインダクティブ・プレスチモグラフィー（ＩＰ；ｉｎｄｕｖｔｉｖｅ ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ）センサーを含む多数の生理センサーからの信号を受信し処理するようにデザインされる。ＩＰセンサーは、一般的に、導電性材料に組み込まれた状態で弾力性材料を含む（詳しくは、２００５年９月２１日にファイルされた米国特許出願第１１／２３３，３１７に記述されており、それら全体でここに参照として組み込まれる）。そのようなセンサーが対象に適用される場合、センサーの導電性要素（ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ ｅｌｅｍｅｎｔｓ）の１つ以上の電気特性（ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ）（例えば、インダクタンス）に変換されるセンサーの伸縮を引き起こす生理処理（例えば、呼吸活動又は心臓活動）によりサイズが変化する。そのような電気特性の変化は、生理情報を生成するために測定され、処理されることができる。

例えば、呼吸は、ＩＰセンサーが対象の胸及び／又は腹部に適用される場合（非侵襲的呼吸モニター（Ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ Ｉｎｄｕｃｔｉｖｅ Ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｙ又はＲＩＰ））（例えば、それら全体でここに参照として組み込まれる米国特許６，５５１，２５２を参照）に感知されることができる。ＲＩＰセンサーは、例えば、１％をはるかに下回るサイズの小さな変化を測定する能力がある。一方、そのようなセンサーは、呼吸のほかに外部からの要因、例えば、歩行、走行及びジャンプ、スピーチ及び咳、外部に接続した機械の振動などによる衝撃や振動の影響を受け得る。したがって、好ましいＲＩＰ処理回路（及び他のセンサーのための処理回路）は、ノイズの寄与なしに（又はセンサーのダイナミックレンジの増加なしに）入力ＲＩＰセンサー信号を増幅し、利用できる信号範囲を満たすように増幅された信号を調整し（自動センタリング）、呼吸情報への影響を最小限にするよう外部からのノイズを取り除くために信号をフィルタリング（例えば、デジタルＦＩＲフィルターにより）し、呼吸を検知するために好ましくは１つ以上の相互関係の状態にある装置を使用してフィルタリングされた信号を解析する（タイムドメイン及びＡＧＣ解析（ｔｉｍｅ ｄｏｍａｉｎ ａｎｄ ＡＧＣ ａｎａｌｙｓｉｓ））。しかしながら、ある実施形態における個人の呼吸、個人の咳、スピーチ期間、及びその他の呼吸に関連するイベントは重要であり、回路はそのような呼吸に関連するイベントを探して認識するために含まれることができる。さらに、好ましいＲＩＰ回路は、同時に機能して、多数のＲＩＰセンサー（例えば、胸部及び腹部のセンサー）からの信号を合成することができ、対象物の大きさ及び対象物の活動レベルのために、使用されるセンサーの数を調整することができる。

本発明の装置はまた、好ましくは、他のセンサー、例えば、皮膚温度センサー、皮膚伝導（ｓｋｉｎ ｃｏｎｄｕｃｔａｎｃｅ）センサー、加速度計（ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅｔｅｒ）センサー（好ましくは、３つの独立した加速度成分（ｈｔｈｒｅｅ ｉｎｄｅｐｅｎｄｅｎｔ ａｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ）（“３Ｄ”）に敏感である）、中核体温センサー（ｂｏｄｙ ｃｏｒｅ ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｓｅｎｓｏｒｓ）（例えば、温度情報を伝達し、対象者によって飲み込まれるカプセル様装置）などからの信号を処理する。一つ以上の心臓のセンサーは、例えば、鼓動を検知したパルスを伝達する（例えば、ポラール ウェアリンク（Ｐｏｌａｒ Ｗｅａｒｌｉｎｋ）（登録商標））か、又は一つ以上のＥＧＣ信号をリードするセンサー、ＩＰ胸部心電図センサー（ＩＰ ｔｈｏｒａｃｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ ｓｅｎｓｏｒｓ）（例えば、それら全体でここに参照として組み込まれる米国特許６，７３８，４９８を参照）、又は他の心臓センサー好ましい。本発明の装置は、また、例えば、パルスオキシメーターといった任意の動脈血酸素化センサーなどの任意のセンサーからの信号を受信することができ、それらの信号は必要に応じて処理される。

好ましい実施形態は、また、デジタルデータ及びアナログデータのための入力−出力ポート、例えば、多数の第３者ＯＥＭシステムに組み込まれている標準ＳＰＩ−１６（１６ビットデータパッケージのシリアル周辺インターフェース）インターフェース能力、追加的なセンサーからの信号を受信する標準シリアル（又は、パラレル）ポート、標準ＵＳＢポートなども含む。入力信号、出力信号、及びバッテリー電源のためのさまざまな外部コネクタは、さらなるアプリケーション適応性を容易にする。

好ましい実施形態は、また、好ましくは、選択されたユーザビリティー機能（ｓｅｌｅｃｔｅｄ ｕｓａｂｉｌｉｔｙ ｆｅａｔｕｒｅｓ）を含む。当技術分野で周知のデジタル回路用の節電機能が含まれることができる。他の回路用の節電機能は、アプリケーション、センサーの存在、及びセンサーのサンプリングレート（ｓｅｎｓｏｒ ｓａｍｐｌｉｎｇ ｒａｔｅ）に従って選択的にセンサー及びセンサーアナログフロントエンド（ＡＦＥ’）回路の出力を上げる（ｐｏｗｅｒ ｕｐ）ことができる。また、低バッテリー状態が検知されると、節電機能は、より高いパフォーマンスの処理回路を無効にできる、又は、それほど重要性の薄いセンサーを停止することができる。重要性の薄いセンサーは、実施形態によって異なり、腹部ＲＩＰセンサー、加速度計、温度センサーなどを含むことができる。ＵＲＢは、また、開回路／短絡（ｏｐｅｎ／ｓｈｏｒｔ ｃｉｒｃｕｉｔ）、アウトオブレンジ（ｏｕｔ ｏｆ ｒａｎｇｅ）、過度なノイズなどといったコンディションを判定するために、継続的にセンサー信号を監視することができる。好ましい実施形態において、そのような信号の監視の結果は、各センサーからの生理データの各伝達と共にエンコードされる一つ以上のビットに変換される。典型的な伝送速度は、例えば、ロウデフィニション（ＬＤ；ｌｏｗ ｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ）データタイプで1秒、ハイデフィニション（ＨＤ；ｈｉｇｈ ｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ）呼吸信号で５０ミリ秒、ＨＤ ＥＣＧでＥＣＧサンプルデータ、などである。このスキームで、この装置に取り付けられた構造は取り除かれることができる。例えば、デバイステストポイント、アウトプットローセンサー（ｒａｗ ｓｅｎｓｏｒ）シグナル、回路温度（ｃｉｒｃｕｉｔｒｙ ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ）、ＬＥＤインジケーターの値などを監視する診断設備が含まれることができる。

本発明はまた、本発明の方法を実行するソフトウェア製品、例えば、ＦＰＧＡ構成ファイル（または、他の並列ソフトウェア）を含む。また、本発明の教示は、既知の（または、開発される可能性のある）電子技術における物理的な構成及び配置において、容易に実装することが可能であり、これら代替構成及び配置は本発明の位置部に含まれる。

好ましい実施形態において、本発明は、多機能デジタルと、センサーからの信号を受信し、生理情報を判定するために受信した信号を処理し、判定した生理情報を一つ以上の出力信号に多重化することを含む手順−ここで、２つ以上のセンサーのために、受信及び処理の手順は、一つ以上の処理装置で並行して同時に実行される−の実行を設定可能な処理ユニットとを有する複数の生理センサーからの信号を処理する装置を提供する。

本発明の実施形態の態様では、一つ以上のセンサー信号のために、二つ以上の関連する処理ユニットはパイプライン処理のように連続して動作し、個々の生理情報は二つ以上のセンサー情報から実質的に同時に得られ、装置はさらにＦＰＧＡ（ｆｉｅｌｄ ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙ）を有し、機能デジタル、処理ユニットはセンサー信号処理に先立ってファームウェアにロードされることにより設定され、装置はさらにアナログセンサーからの信号のアナログ処理のためにＡＦＥ（ａｎａｌｏｇ ｆｒｏｎｔ ｅｎｄ）回路を有し、特定のセンサーから信号を受信しないときに特定のセンサー信号を処理するいくつかの又は全ての回路はパワーダウンし（ｐｏｗｅｄｅ ｄｏｗｎ）、特定のセンサーから信号サンプルを受信する間のいくつか又は全ての時間間隔に特定のセンサー信号を処理するいくつか又は全ての回路はパワーダウンし、機能デジタル、処理ユニットはさらに少なくとも一つの加速度計センサー（ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅｔｅｒ）、ＥＣＧセンサー、心拍センサー、体温センサー、脳波センサー、音センサーの信号を処理するよう設定可能であり、装置はさらに装置の状態に敏感な一つ以上のセンサーを有し−ここで出力信号はさらに装置センサーから判定される装置状態情報を含む−、同時処理（ｃｏｎｃｕｒｒｅｎｔ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）は一つ以上のセンサーからの信号の状態を判定することをさらに含む−ここで、出力信号はさらに判定されたセンサー信号状態情報を含む。

別の好ましい実施形態において、本発明は、センサーからの信号を受信する二つ以上のセンサーからの信号を同時に処理することを含む、複数の生理センサーからの信号を処理し、生理情報を判定するために受信した信号を処理し、判定した生理情報を一つ以上の出力信号に多重化する−ここで、二つ以上のセンサーからの信号の受信及び処理は一斉に同時に開始する−方法を提供する。

本発明の実施形態の態様は、一つ以上のセンサーのために、同時処理（ｃｏｎｃｕｒｒｅｎｔ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）が連続して配置された二つ以上の工程（ｓｔｅｐｓ）を有し、パイプライン処理のように同時に発生すること、少なくとも一つのセンサーの処理が他のセンサーの処理と実質的には遅延しないこと、方法が装置の状態に敏感な信号を受信することをさらに含むこと−ここで、出力信号は、装置状態情報をさらに含む−、センサーが一つ以上のインダクティブ・プレスチモグラフィー（ＩＰ；ｉｎｄｕｖｔｉｖｅ ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ）センサー、呼吸ＩＰ（ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ＩＰ（ＲＩＰ））センサー、加速度計センサー、ＥＣＧセンサー、心拍センサー、体温センサー、脳波センサー、及び音センサーを含むこと、方法が一つ以上のセンサー信号を処理の前のキャリブレーション期間（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ ｐｅｒｉｏｄ）の間に決定されるキャリブレーション情報（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ）に従って調整することを含むこと、方法が同じキャリブレーション期間の間に二つ以上のセンサーのためのキャリブレーション情報を決定することを含むこと、出力信号が一つ以上のキャリブレートされたセンサー信号を含むこと、一つ以上のＩＰセンサーのためのキャリブレーション情報が出力範囲を有すること−ここで、ＩＰセンサー信号は出力範囲内に集中している−、一つ以上の加速度計センサーのためのキャリブレーション情報は垂直基準値（ｖｅｒｔｉｃａｌ ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ ｖａｌｕｅ）を有すること、方法が対象の呼吸に敏感な二つ以上のＩＰセンサー（ＲＩＰ）からの信号を受信することを含むこと−ここで、対象に関する呼吸情報はＲＩＰ信号を組み合わせることによってある程度決定される−を含む。

別の実施形態において、本発明は、一つ以上のインダクティブ・プレスチモグラフィー（ＩＰ；ｉｎｄｕｖｔｉｖｅ ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ）センサーを含む複数の生理センサーと、ＩＰセンサーと一つ以上の他のセンサーとからの信号を受信して、対象に関する生理情報を判定するために受信した信号を処理して、判定した生理情報を一つ以上の出力信号に多重化することを含む工程の実行を設定可能な複数の機能デジタル処理ユニット、を含む複数のセンサーからの信号を処理するための装置と、を含む対象の生理モニタリングのためのシステムを提供する−ここで、ＩＰセンサー及び一つ以上のセンサーのための信号のために、受信及び処理の工程は同時に一斉に動作する一つ以上の処理ユニットによって行われる。

本発明の実施形態の態様は、システムが加速度計センサー、ＥＣＧセンサー、心拍センサー、体温センサー、脳波センサー、及び音センサーから選択される一つ以上のセンサーを含むこと−ここで、機能デジタル、処理ユニットは一つ以上のセンサーからの信号を処理するよう設定可能である−、システムが対象の呼吸に敏感な複数のＩＰセンサー（ＲＩＰ）をさらに含むこと−ここで、同時処理は対象に関する呼吸情報を判定するために二つ以上のＲＩＰセンサーからの信号を組み合わせることをさらに含む−、システムがハウジング（ｈｏｕｓｉｏｎｇ）又は装置に電力を供給するバッテリー又は遠く離れたシステムからの生理情報を無線で通信する無線通信ユニット又はシステムの近傍での生理情報の記録での記録するデータ記録ユニットを含むこと、を含む。

本発明は、人間、馬、猿、犬、猫、牛などといった哺乳類をモニタリングするのに適している。

より容易に追加のセンサーを収容し、処理を複雑化でき、さらに多数のデータストリームにリアルタイムでの応答を可能にする。

さらなる態様及び詳細及び本発明の要素の代替の組み合わせは、以下の詳細な説明から明らかであり、本発明者の発明の範囲内にある。

本発明は、以下の本発明の好ましい実施形態の詳細な説明、本発明の特定の実施形態の具体的な例、及び添付の図面を参照することにより、より完全に理解されるであろう。

ここでは、本発明の好ましい装置を詳述する：生理モニタリングシステム、それらの処理機関及び処理方法、及びそれらの物理的及びハードウェア構成におけるそれらの適用である。以下、（及び出願全体として）、表題及び説明は明確性及び便宜のためだけに使用される。

［本発明の装置の適用］
本発明の処理装置及びボードは、多数の異なるモニタリング用途、例えば、外来患者（ａｍｂｕｌａｔｏｒｙ ｓｕｂｊｅｃｔ）のモニタリング、診療所又は病院における患者のモニタリング、生理学及び医療研究、薬学的評価などを対象にした生理モニタリングシステムにおいて有用な要素である。特に、移動性の用途（ａｍｂｕｌａｔｏｒｙ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ）は、病気のモニタリング及び病気の治療、消防士、兵士、及び類似の立場にある対象のモニタリング、運動競技、体育などに関係するモニタリングを含む。ここでは、人間モニタリング用途について説明されるが、本発明の装置は、動物のモニタリング、例えば、獣医の利用においても有用である。

図1は、移動性生理モニタリングシステム（ａｍｂｕｌａｔｏｒｙ ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ）の一例における本発明の装置の一適用例を説明している。説明されているシステムは、多数の単独にパッケージされた機能ユニット（ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｕｎｉｔ）を含む。モニタリングセンサーサブシステムは、生理センサーか組み込まれているか、またはセンサーが取り付けられているか備えられているモニタリング衣服として構成される。説明されているシステムは、シャツのような衣服として構成されているが、バンド（ｂａｎｄ）、ベルト、帽子、靴などとして構成することができる。バンド様モニタリングシステムの一例は、２００５年１０月２６日にファイルされた米国仮特許出願第６０／７３０，９８０に記載されている。

センサー信号処理サブシステムは、ロウセンサー信号を受信し、本発明の処理装置を用いてそれらを処理する。好ましくは、本発明の装置は、処理されたセンサー信号をシリアルデジタル出力データストリームに多重化する。処理されたデータは、モニタリングされた対象に格納されることも、又はモニタリングされた対象から離れて送信されることも、又はその両方がされることもできる。外来患者のために、リモート送信は、好ましくは無線であり；診療所又は病院における対象の場合は有線接続であっても差し支えない。説明されている実施形態において、通信サブシステムは、標準ラジオプロトコル（ｓｔａｎｄａｒｄ ｒａｄｉｏ ｐｒｏｔｏｃｏｌｓ）に従って送信する一つ以上の無線モジュールを有する。説明されているように、この装置はまた、データレコード及びデータレコーダーモジュール（ｄａｔａ ｒｅｃｏｒｄｅｒ ｍｏｄｕｌｅ）を含むコントロールサブシステムを含むことができる。このモジュールは、処理されたセンサーデータを後でフラッシュメモリカード又は装置、或いはマイクロハードディスクなどで使用するために記録することができる。

このシステムは、個々のサブシステムが別々にパッケージされている実施形態が説明されている。これは、異なるモニタリングシステムが野外で内部通信サブシステムモジュール（ｉｎｔｅｒ−ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｎｇ ｓｕｂｓｙｓｔｅｍ ｍｏｄｕｌｅｓ）の単独の一群から組み立てられることを容易にする。例えば、対象のモニタリングデータをリアルタイムで送信する完成したモニタリングシステムは、モニタリングセンサーサブシステム、センサー信号処理サブシステム、及び通信サブシステムから組み立てられる。また、通信サブシステムは、対象モニタリングデータが後の使用のために記録されることができる場合、データレコード／コントロールサブシステムに置き換えられることができる。または、モニタリングシステムは、例えば、詳細なモニタリングデータが後の利用のために利用可能である間、サマリーモニタリングデータ（ｓｕｍｍａｒｙ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ｄａｔａ）がリアルタイムで利用可能であるように通信サブシステム及びデータレコード／コントロールサブシステムの両方を含むことができる。

説明されているように、サブシステムは、個々のフィジカルパッケージ（ｐｈｙｓｉｃａｌ ｐａｃｋａｇｅｓ）を有し、；他の実施形態においては、二つ以上のサブシステムが一緒にパッケージされることができ、例えば、先に述べたような各種要素から成るモニタリングシステムをもたらす。また、説明されているように、モニタリングされる対象に近いサブシステムは、個々の配線、ケーブル、光ファイバーなどによってつながれ、；他の実施形態においては、個人的な有線又は無線ＬＡＮが使用されてもよい。

［処理機構］
デジタル回路を使用して同時に及び／又はパイプライン方式で生理センサー信号を処理する本発明に従う、小型で、低電力な処理装置は、多数の命令や多数のブール（ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｂｏｏｌｅａｎ）及び多数のデータアイテム上の他の機能を同時に実行することが可能である。これらの処理機能は、しばしば“ｍｕｌｔｉｐｌｅ−ｉｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ−ｍｕｌｔｉｐｌｅ−ｄａｔａ”又はＭＩＭＤと称される。「同時タスク処理（“ｃｏｎｃｕｒｒｅｎｔ ｔａｓｋ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ”）」という用語は、ここでは、タスクが同時に処理されるように各瞬間での多数のタスクの処理への言及に使用される。これは、短い時間でただ一つのタスクの一部分を処理し、それから別のタスクの一部分の処理に切り替えることにより同時タスク処理を錯覚させる単一インストラクション装置（ｓｉｎｇｌｅ ｉｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｄｅｖｉｃｅ）による処理−そのようなタスク処理は本当に同時ではなく、タスクは実際には同じ時間に処理されているわけではない−とは区別される。

本発明は、多数のアーキテクチャのＭＩＭＤデジタル回路を利用することができる。好ましいＭＩＭＤ回路は、容易に設定可能及び再設定可能であり、低所要電力（ｌｏｗ ｐｏｗｅｒ ｒｅｑｕｉｒｅｍｅｎｔｓ）を有し、標準装置プロトコル（ｓｔａｎｄａｒｄ ｄｅｖｉｃｅ ｐｒｏｔｏｃｏｌｓ）に従って動作する多数の入力／出力ポートを有し、単一のフィジカルパッケージ（ｐｈｙｓｉｃａｌ ｐａｃｋａｇｅｓ）などにおいて利用可能である。現在のところ好ましい実施装置（ｉｍｐｌｅｍｅｎｔａｔｉｏｎ ｄｅｖｉｃｅ）は、 “ＦＰＧＡ（ｆｉｅｌｄ ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙｓ）”のアーキテクチャ及び特性（ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ）を有する。

後にそのような好ましいＦＰＧＡ実装の説明がなされているので、ＦＰＧＡアーキテクチャは、非常に簡潔に説明される。ＦＰＧＡは、多数の異なった処理機能を実行できるようにそれぞれ一緒に構成されることができる少なくともいくつかの（及びしばしば数多くの）類似し独立した構成要素（ｂｕｉｌｄｉｎｇ ｂｌｏｃｋｓ）を有する集積回路である。通常、全ての構成単位回路（ｂｕｉｌｄｉｎｇ ｂｌｏｃｋ ｃｉｒｃｕｉｔｓ）は、（そのようにして構成される場合）同一の最大クロック速度で機能することができる。ＦＰＧＡは、また、少なくともいくつかの（及びしばしば数多くの）入力／出力ピン又はポート、及び構成単位とさまざまに接続するように構成されることができる関連するドライバを有する。ＦＰＧＡは、通常、それぞれのパワーアップする間、構成単位間の相互接続及び電流がパワーアップする期間、入力／出力ポートとの相互接続を制御するビットストリングのロードによって動的に構成される。

したがって、特定のＦＰＧＡによって提供される構成単位回路は、以下の方法において、複数のセンサー信号の各々を同時処理及びパイプライン処理するように構成されることができるパラレルコンピューティング（ｐａｒａｌｌｅｌ ｃｏｍｐｕｔｉｎｇ）の正確なＭＩＭＤ実装を可能にすることが理解される。第一に、各センサーからの信号は、他のセンサー信号に対して割り当てられた構成単位及びポートは分離され、独立に動作する構成単位及び入力ならびに出力ポートに対して設定されて割り当てられる。第二に、センサー信号の処理が連続する独立したタスクに分割されることができる場合、各タスクは、前の連続する処理タスクに割り当てられた構成単位にリンクされるように構成された構成単位の個々のグループに割り当てられることができる。“パイプラインタスク処理”という用語は、ここでは、単一のタスクの多数部分を同時処理することに使用される。パイプライン処理されるときは、タスクは、二つ以上の独立部分を有さなくてはならない。

異なるＦＰＧＡは、異なる実施形態にとって好ましくなり得る。特定の実施形態に好ましいＦＰＧＡは、全てのデジタル処理を行うことができるよう十分な構成単位回路及び入力／出力ポートを提供する。好ましいＦＰＧＡはまた、ＲＡＭブロック（低電力ＦＩＲフィルター実装、換算表（ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎ ｔａｂｌｅ）などにおいて有用）を有し、低電力動作を可能にする。ＦＰＧＡの好ましい一群は、実施形態の一例であるザイリンクス（Ｘｉｌｉｎｘ）社製“Ｓｐａｒｔａｎ ２”に使用されている。

図２及び図３は、主として心臓−呼吸（ｃａｒｄｉｏ−ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ）及び関連する生理モニタリングをターゲットにする本発明の処理装置の一例の高レベルデザイン（アーキテクチャ）を説明する。この例となる装置は、図１を参照して説明されたシステムにおける使用に適切である。図２は、図中の矢印によって示唆されるように配置され、同時処理は垂直に積み重なられ、パイプライン処理は、水平に延びている。したがって、各生理センサー信号からの信号は、三つの連続するステージにおける他のセンサーからの信号と同時に信号の検知から信号の出力まで処理される。また、各生理センサー信号の処理は、センサーによる検知、ＡＦＥ（ａｎａｌｏｇ ｆｒｏｎｔ−ｅｎｄ）回路による処理、及び単一ＦＰＧＡによるデジタルドメイン処理の三つの大まかなステージをパイプライン様に流れる。

ＡＦＥは、ＦＰＧＡ回路の外側にあり、センサーを起動し（例えば、ＩＰセンサーに対するオシレーター、ポーラーウェアリンク（Ｐｏｌａｒ Ｗｅａｒｌｉｎｋ）型装置に対するピックアップコイルなど）、必要ならばアナログフィルタリングを行い（例えば、ＥＣＧ及び心拍信号のために）、必要ならば信号をデジタルドメインに変換する（例えば、ＥＣＧ、バッテリーレベル検出、心拍信号ピックアップ、３Ｄ加速度計チャンネル（３Ｄ ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅｔｅｒ ｃｈａｎｎｅｌｓ）のために）。ＡＦＥは、低電力になるように設計され、さらに、さらなる電力削減のためにＦＰＧＡにより選択的にオフされることが可能であるようにされる。

ＡＦＥ回路は、各センサー信号が独立的に処理されることが可能であるように設計される。通常、これらの回路は、デジタル変換でのアーチファクト（ａｒｔｉｆａｃｔｓ）の最小化、及びＦＰＧＡ内部のさらなる処理のために必要であると知られているフィルタリング、正常化（ｎｏｒｍａｌｉｚａｔｉｏｎ）などを行う。各センサーは、通常、独自にデザインされたＡＦＥを有し、特定の重複するセンサー（例えば、二つ以上のＲＩＰバンド（ＲＩＰ ｂａｎｄｓ）に対するセンサー）は、ＡＦＥに置き換えることができる。ほとんどのＡＦＥは、ＦＰＧＡからのコントロール入力（“ｃｎｔｌ”）、例えば、ＡＦＥ電源を入れる、ＡＦＥパラメータを選択する、などを受信する。

例えば、３Ｄ加速度計の電源は、ＦＰＧＡによって制御され、必要とされる場合にのみアクティブとなる（ＡＦＥが常にＯＮしている場合に比べて、毎秒１６測定、測定当たり８ｍＳｅｃの使用で１／８の電力となる）。ＦＰＧＡはまた、ＡＦＥ加速度計の出力範囲を制御し、フィジカルアクティブレベル（ｐｈｙｓｉｃａｌ ａｃｔｉｖｅ ｌｅｖｅｌ）に調節できるようにする。最終的に、ＦＰＧＡ回路は、電源が入っている状態で自身を調整し、体の位置を測定する場合、体上の装置の位置に対して処理された加速度計データが鈍感となる。回路（ＡＦＥ及びＦＰＧＡを含む）は、セルフバリデーション（ｓｅｌｆ ｖａｌｉｄａｔｉｏｎ）またはリアルタイムで得られる“信頼値（ｃｏｎｆｉｄｅｎｃｅ ｖａｌｕｅｓ）”を含む。

各センサーデータのためのＡＦＥ処理（ＡＦＥ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）は、適切な機能性（例えば、接続を切られた又は非機能センサー、センサー動作の範囲外、センサーデータにおける電気ノイズの存在）を有効にするために1つ以上のテストポイントで設計される。センサーから生じたデータのタイムドメイン特性（ｔｉｍｅ ｄｏｍａｉｎ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ）を有効にするために同様のＦＰＧＡ回路が含まれる。結果の検証データ（ｒｅｓｕｌｔｉｎｇ ｖａｌｉｄａｔｉｏｎ ｄａｔａ）（呼吸用のＣＶ値、ＨＲ用のノイズの存在）は、アプリケーションの最良の適合として見込みのある妥当性を考慮して、外部のホストシステムにそのようなデータを使用することを可能にさせるＵＲＢデータストリーム全体に埋め込まれる。

同時処理が垂直に表わされ、ＦＰＧＡのパイプライン処理が水平に表わされている例示された実施形態は、単一のＦＰＧＡにおける例示されたセンサーのためにデジタル処理を行う。例示されているように、各独立したセンサーの処理は、入力ピン又はポートに送られるＡＦＥからのセンサー入力信号を受信する機能ＦＰＧＡ構成要素に独立して且つ同時に割り当てられる。実装されたセンサーのための処理方法は、多重処理ステップ（ｍｕｌｔｉｐｌｅ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｓｔｅｐｓ）を含み、割り当てられた構成要素は、連続した処理ステップが連続した入力データにおいて同時に行われることが可能なように連続したパイプライン状に配置される。

センサー、例えば、例示されるようにＲＩＰセンサーが繰り返されると、分離され独立したパイプラインが割り当てられることが好ましい。２つの類似して構成されたパイプラインは、割り当てられて実装されてＲＣ（ｒｉｂ ｃａｇｅ）及びＡＢ（ａｂｄｏｍｉｎａｌ）ＲＩＰセンサーからの信号を処理する。これらのブロックは、完全に並列であり、入ってくるデータに対して同一の機能を行い、他の各処理又は他のセンサー処理に（時間内又はリソース競合において）有害な影響を及ぼさない。

例示された実施形態は、好ましくは、小さな電子デバイスによって受信に適したフォーマットで使用される全ての処理されたセンサーデータを含む１つのデータストリームを出力する。適切な標準は、ＡＳＣＩＩコード化（ｅｎｃｏｄｉｎｇ）を使用する直列又は並列構成である。適切なハードウェア標準規格は、ＵＡＲＴプロトコル（直接（ｄｉｒｅｃｔ）、ＲＦ及びＵＳＢ）、ＳＰＩプロトコルなどを含む。この実施形態の好ましい出力バスフォーマットは、１６ビットのデータパケットをやりとりするように構成されたＳＰＩ（ｓｅｒｉａｌ ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）（ＳＰＩ−１６）である。ＳＰＩ−１６ポートは、現在のＦＰＧＡに広く内蔵されている。他の出力も任意で提供されることができる。例示されているのは、ＡＳＣＩＩフォーマットされており、ハイデフィニションの（ＨＤ；ｈｉｇｈ ｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ）呼吸データのシリアル出力である。より詳細には、出力結合マトリックス（ｏｕｔｐｕｔ ｃｏｍｂｉｎｅｒ ｍａｔｒｉｘ）は、センサー信号処理の結果を受信してバッファーリングし、データをエンコード化して１６ビットの自己規定のデータパケットにする。各パケットは、データのペイロードを特定するヘッダーを含む。特定の典型的なフォーマットは、後でより詳細に記述される。

個々のＦＰＧＡ構成要素は、ここでは“再帰的ハードウェア処理（ｒｅｃｕｒｓｉｖｅ ｈａｒｄｗａｒｅ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）”と呼ばれるさらなる設計コンセプトにしたがって構成され、相互に接続される。処理アルゴリズムと処理されたデータとは、相互に関係するルールセットにしたがってリアルタイムで適合され且つ変更される。簡潔にいえば、センサー信号処理が行われているリアルタイムの間、多数のＦＰＧＡ構成要素回路は、分析される信号の異なるタイムドメイン及びバリュードメイン（ｖａｌｕｅ ｄｏｍａｉｎ）パラメータを測定し、これらのパラメータを、組み込まれたルールによる処理特性を変更することによって提供されるパラメータに応答するアップストリーム又はダウンストリームＦＰＧＡ回路に送る。これらのパラメータは、好ましくは、状態機械及びＦＰＧＡ回路から構成された類似の処理構造物によって測定される。

典型的なＦＰＧＡ処理ブロックとＦＰＧＡにおける機能的な配分（ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ）とを表１及び２においてより詳細に説明する。

この表において、以下の略語が使用されている：ＬＤ＝低精細（ｌｏｗ ｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ）、ｈｒａｖｅ４＝平均心拍数（ｈｅａｒｔ ｒａｔｅ ａｖｅｒａｇｅ）、ＨＤ＝ハイデフィニション（ｈｉｇｈ ｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ）、ａｍｂｔｅｍｐ＝ＵＲＢボードの温度、ＲＰ＝呼吸速度、ＨＲ ＬＤ（ａｖｅｒａｇｅ４）＝直前の２ＥＣＧ ＰＲ間隔のロウデフィニション平均、ＭＡＣ＝乗算し、累算する。

［適応パワーハンドリング］
適応電力制御は、本発明の処理装置の電池式の携帯アプリケーションには有利である。基本的には、適応電力消費は、ハードウェアコンポーネント、例えば、センサー、サポートアナログ回路（ｓｕｐｐｏｒｔｉｎｇ ａｎａｌｏｇ ｃｉｒｃｕｉｔ）、及びＦＰＧＡ処理ブロックへの電力をいつでもオフ又は減少させる。本発明の実施形態は、そのような電力制御を達成するために以下に挙げる１つ以上の特徴を有することができる。

第１に、本発明の装置は、センサーのための入力ポートを提供する。これは特定のモニタリング期間の間、一時的になくてもよく、なぜならば、例えば、それらは特定のモニタリング衣服（又はサブシステム）にはないか、又はそれらの入力ポートに接続されていないか、或いは失われているためである。また、さまざまなセンサーは、恒久的に実施形態から欠けていてもよい。本発明の装置は、好ましくは、センサー入力の欠如又は異常なセンサー入力、及びＡＦＥ回路及びＦＰＧＡ機能のパワーダウン（ｐｏｗｅｒ ｄｏｗｎ）をセンスする。

さらに、あるセンサーは十分に低速でサンプリングされてもよく、それら及びそれらの処理回路はモニタリング期間のごく一部分の期間のために役立つ機能を持たない。例えば、加速度計は１６Ｈｚでサンプリングされ、温度は１０Ｈｚでサンプリングされる。電力は、したがって、加速度計及びそれらの関連付けられたＡＦＥ回路におよそ６４ｍＳｅｃのサンプリング時間ごとにおよそ８ｍＳｅｃの間（また、そうでなければ都合のいいときに）供給され、温度用には、電力は、およそ１００ｍＳｅｃのサンプリング時間ごとにおよそ８ｍＳｅｃの間（また、そうでなければ都合のいいときに）印加されることができる。したがって、これらセンサー及び同様な速度でサンプリングされる他のセンサーのための電力要求は、これらセンサー及び回路の総量の出力データの影響なしに、電力が継続的に供給されるときに要求される場合よりも１０〜１５％にカットされる。

しかしながら、他のセンサーは、高速でサンプリングされると、そのような節電方策は、より改良される必要がある。例えば、ＩＰ呼吸センサーは、５０Ｈｚでサンプリングされる可変周波数オシレーターを有する。有用な節電方策は、ＩＰオシレーターには継続的に電力を供給するが、関連するサンプリング回路には２０ｍＳｅｃ毎にしか電力を供給しない。心拍及びＥＣＧリード（ｌｅａｄｓ）は、大抵１ＫＨｚかそれ以上でサンプリングされるため、定期的に出力を下げることは不可能である。

また、ＦＰＧＡ電力は、処理されるデータがある場合にのみＦＰＧＡ処理ブロックに電力が供給されるように適応的に制御されることが可能である。例えば、加速度計、温度、又はＲＩＰ信号を処理するＦＰＧＡブロックは、関連するＡＦＥ回路に電力が供給される場合にのみ電力が供給される必要がある。ＦＰＧＡブロックの適応電力制御は、クロックをゲートで制御することにより達成されることができ、必要のないときは回路へのクロックをオフする。さらに、ＦＰＧＡブロックの所要電力は、印加される論理クロック（ｌｏｇｉｃ ｃｌｏｃｋ）速度にそのまま依存する。低速クロック信号での簡単な演算で処理ブロックを提供することにより、電力は節電されることができる。また、ある実施形態において、非常に低電力なスタンバイモードが実装されることができる。全てのセンサー及びＡＦＥ回路は出力が下げられ、電力が供給されるＦＰＧＡブロックのみが操作を再開するために必要な回路である。また、ある実施形態において、デバイス操作及び所要電力が外部から制御されることが可能となるように外部から書き込み可能なコントロールレジスタが提供される。コントロールレジスタの異なるビットは、デバイス回路の異なる部分及び／又は異なるＦＰＧＡ処理ブロックの電源をオン又はオフする。

例えば、上述の適応電力制御のため、典型的な実施形態は、リチウムイオン電池の約２０００ｍＡｍｐ／時間（好ましい範囲は１５００〜２５００ｍＡｍｐ／時間である）での１回の充電で２００時間以上動作することが可能である。

動作を開始する前に、本発明の装置は、通常、特定のパワーアップ（ｐｏｗｅｒ ｕｐ）シーケンスを行う。パワーアップシーケンスの詳細は実施によるが、大抵、以下の段階を含む。簡単に説明すると、例えば、１００μＳｅｃの高電流引き込み、例えば１００ｍＡｍｐを装置全体に動作電圧が固定される間数回流す段階を含む。動作の前に、ビットストリング構成はＳＲＡＭコントロールレジスタ（インターフェース、例えばＪＴＡＧが知られている）に格納されていなければならず、この段階の特徴はＦＰＧＡのサイズと２０〜５０ｍＡｍｐの電流が引き込まれる間、一般的に１００〜２００ｍＳｅｃに要求される供給源（ｒｅｓｏｕｒｃｅ）に依存する。構成の後、装置は動作を開始してもよい。例えば、ここで説明されて例証されたような一般的な（センサー電流引き込みを含む）装置は、ルーチン動作（ｒｏｕｔｉｎｅ ｏｐｅｒａｔｉｏｎ）の間、通常は５〜１０ｍＡｍｐ（平均８ｍＡｍｐ）を必要とする。

さらに、本発明の装置は、好ましくは照合（ｖｅｒｉｆｉｃａｔｉｏｎ）とテストポイント及び出力（即時の視覚的な出力、例えば、ＬＥＤ出力を含む）とを提供する。好ましいテストポイントは、電力消費のプロファイリング（ｐｒｏｆｉｌｉｎｇ）、ファームウェア機能及び他のプログラミングのテスト、センサー信号入力のモニタリング、キーセンサー処理イベントのモニタリングなどを可能にする。後者の例は、さらに続けて説明すると、ＩＰ、例えば、ＲＩＰ、センサー機能、及び波形とＲＩＰ処理の間に生成されたデータの出力のためのテストポイントである。テストポイント（及びＬＥＤ出力）は、ファームウェアによって定義されることが好ましい。

［呼吸ＩＰセンサー信号処理］
インダクティブ・プレスチモグラフィー（ＩＰ：ｉｎｄｕｃｔｉｖｅ ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｙ）センサー及び処理、特に、呼吸モニタリング（ＲＩＰ：ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ）が、図３に関して説明される。ＩＰセンサーは、通常、モニタリングする体の一部、例えば、ＲＩＰの場合、対象者の胸部に付けて動けるように線形状でフレキシブル、及び長手方向に伸びることが可能である。ＩＰセンサーは、長さの動作範囲に亘ってインダクタンスが直線的に十分に変化するように、特有の空間形状（ｓｐａｔｉａｌ ｃｏｎｆｉｇｕｒａｔｉｏｎ）導電体を含む。ＩＰセンサーの導電体コンポーネントはオシレーターの一部であり、したがって、ＩＰセンサーの拡張に依存して変化する周波数を有する。

本発明のＲＩＰセンサー処理は、低電力オシレーターを実装し、それはＬＲＣマルチバイブレーター、及び対称コンパレーター（ｓｙｍｍｅｔｒｉｃａｌ ｃｏｍｐａｒａｔｏｒ）の修正されたバージョンであり、可変フローティング低振幅正弦波（ｖａｒｉａｂｌｅ ｆｌｏａｔｉｎｇ ｌｏｗ ａｍｐｌｉｔｕｄｅ ｓｉｎｅ ｗａｖｅ）をデジタル（ＬＶＴＴＬ）信号に変換する。オシレーターは、オンするのに非常に低い電圧（ＶＧＳ）を要求するＮチャネルＦＥＴを使用する。第１のパルス変成器のバランスのとれたワインディング（ｂａｌａｎｃｅｄ ｗｉｎｄｉｎｇ）は、マルチバイブレーターＦＥＴｓの平行荷重（ｓｙｍｍｅｔｒｉｃａｌ ｌｏａｄ）として使用され、ＲＩＰバンドは第２の変成器に接続される。バンドのインダクタンスの変更は、ＦＥＴロード（ＦＥＴ ｌｏａｄｓ）の両方に影響を及ぼし、その結果がゲートへの対称的な励磁（ｓｙｍｍｅｒｉｃａｌ ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ）であり、ゲートに１８０度位相がずれた２つの正弦波が現れ、デューティサイクル変調は観察されない。適切なコンポーネント選択及びパルス変調設計は、１ｍＡ以下の電流で十分にＲＩＰ ＡＦＥを完全に実行させることをもたらす。このオシレーターは、ほとんど８００μＡｍｐ又はそれ以下を必要とし、ノイズ及びアーチファクトがない可変周波数出力を生成し、呼吸サイクルは振幅を８１９２から２０に下げても確実に検知されることができる。

測定されるものは、ＲＩＰオシレーターの出力周波数である。データは５０Ｈｚでサンプリングされる。入力回路は、処理が全て終わっているＲＩＰデータを生成するために、最近に前もって選択されたサンプルウィンドウにおいて見られるサイクルの数をカウントすることにより開始する。このステップは、測定された変化を増幅する。標準的な３マイクロＳｅｃのＲＩＰサイクルは、直接測定（ｄｉｒｅｃｔ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ）において０．６６％の変調となる。選択された処理範囲は、ＲＩＰデータのための８１９２の範囲を可能にする１３ビットである。バンドがその伸びに応じてインダクタンスを変化（オシレーター周波数の変化）させるため、個人／バンドの各組み合わせは、異なるＲＩＰ値となる。センタリング回路（ｃｅｎｔｅｒｉｎｇ ｃｉｒｃｕｉｔ）（“ｏｎｅＲＩＰ ａｕｔｏ”）は、パワーアップ後、又はバンドが“未接続／動作していない／範囲外”から“正常”になった後に短時間の合計範囲の選択されたパーセンテージでＲＩＰ入力ワードにバイアスをかける。これら回路のうちの２つからの出力は加算されて１つのＲＩＰデータが生成され、それは“ｒｉｐｓ＿ａｕｔｏｓｕｍ”として見られるように、全範囲に集中している。これは、ロールオーバーイベント（ｒｏｌｌｏｖｅｒ ｅｖｅｎｔ）範囲なしにデータの最大限可能な変動を保証する。

結合された（ボックスカー平均され、２０ｍＳｅｃで積分された）ＲＩＰデータは、次にロウパスＦＩＲフィルター“ＦＩＲ＿ｆｉｌｔ２５５”を通る。２５５タップは、７５ＢＰＭにマッチする非常にシャープな遷移帯域（ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ ｂａｎｄ）で使用され、図５のメインウィンドウで見られるように、非常に滑らかな高感度ＲＩＰ値ＨＤ波形が得られる。呼吸サイクルの検知は、図４−Ｃに見られる“ＢＤＬ＿ＡＤＣＶｏ”によりなされる。

上述のＬＤ結果は、２０ｍＳｅｃ単位における瞬間的な呼吸サイクルである。これは、次に、ウィンドウ上を動く１分以上実際のサイクルをカウントする“ＲＲ＿ｔｏ＿ＢＰＭ”に入力され、“毎分の呼吸”単位を生成する。この回路は、１つの呼吸サイクルのタイムアウトとして２０．４８Ｓｅｃを考慮し、人間に適した３〜７５ＢＰＭの範囲で読み取る非常に正確な呼吸に応じてそれをマークする。これらのパラメータの値は、当然ながら、動物のモニタリング（動物とは、猿、犬、猫、馬、牛、及び同じような哺乳動物を含む）の際には適宜選択する必要がある。

典型的なＲＩＰセンサーからの出力は、インダクタンス変化の小さな（１％未満、及び、０．５％未満、及びさらに小さな）範囲を表示し、関心のある呼吸信号に加えて無意識的な身体の変化や動作（歩行、走行、ジャンプやスピーチによる衝撃や振動、外部からの機械的な振動など）のアーチファクトを含み得る。本発明のＲＩＰ回路は、完全なアプリケーションの柔軟性とともに以下の機能を実装する。重大なことには、この回路は、対象のサイズに自動的に適応し、使用するセンサーの数を調節し、人の活動レベルを調節する。

本発明のＲＩＰ処理回路は、ノイズの寄与なしに（又は、信号のダイナミックレンジの増大なしに）入力信号を増幅し、利用可能な信号範囲の使用を最大限にした信号を測定し（自動センタリング機能（ａｕｔｏ ｃｅｎｔｅｒｉｎｇ ｆｕｎｃｔｉｏｎ））、呼吸信号に影響を与えることなしに信号からノイズを取り除くために信号をフィルターにかけ（デジタルＦＩＲフィルター機能）、信号を分析（タイムドメイン及びＡＧＣ分析機能）して呼吸サイクルを検知する。相互関係の状態にある一連の機構は、好ましくは後の機能を実行する。さらなる利点は、同時に多数のセンサー（胸部及び腹部）を処理することにより可能である。

明らかなように、呼吸処理回路はリアルタイムでデータを処理し、続けてＲＩＰセンサー入力を受信し、続けて処理された出力値を生成する。しかしながら、データイベントを受信しそれに対応する処理されたデータを出力するまでには、およそ２．６Ｓｅｃの“パイプライン”遅延（“ｐｉｐｅｌｉｎｅ” ｄｅｌａｙ）がある。ＦＩＲフィルターは、このパイプライン遅延の最も大きな部分の原因となる。

ＲＩＰオシレーター出力は、特定のセンサーバンド、その製造（ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ）、着用した場合の平均有効長（ａｖｅｒａｇｅ ａｃｔｉｖｅ ｌｅｎｇｔｈ）、及びその他の要因に応じて変化する。これらの変化を修正するために、出力を上げた状態及び電源をオンしながらのセンサーバンドの再接続状態で、好ましい呼吸処理は、自動的に出力を出力範囲内に集める。好ましくは、出力は、８１９２カウントのその出力ダイナミックレンジのおよそ２５％（又は１５％、又は２０％、又は３０％、或いは３５％）の出力読み取り（ｏｕｔｐｕｔ ｒｅａｄｉｎｇ）で集められる。また、センサーバンドからの間違った出力は、切断されるか、又は予期された仕様でない場合はこの初期値にリセットされる。

自動センタリング（ａｕｔｏｍａｔｉｃ ｃｅｎｔｅｒｉｎｇ）及び測定を使用することにより、本発明の装置は、１つ以上のＲＩＰセンサー、例えば、胸郭及び腹部センサーからの信号を各センサー毎に別々の処理回路で処理することができ、全てのセンサーに対して一貫性があり結合することができる出力を生成することが可能となる。

パワーアップする際、自動センタリング及び測定は、安定した状態になり、センタリングされ、ＲＩＰ出力値が認証されるまでにおよそ５Ｓｅｃを必要とする。パワーアップ前に、モニタリングされる対象は、センサーが内蔵された衣服を着用することなどによってＲＩＰセンサーをつけなければならない。

いくつかの内部パラメータは、本発明の処理装置に、さまざまな型、さまざまな有効長、さまざまな機械的構造及び制限などを調整させることを可能にするために重要である。これらのパラメータは、以下を含む：
第１ランクリップカウンターウィンドウ（ｆｉｒｓｔ ｒａｎｋ ｒｉｐ ｃｏｕｎｔｅｒ ｗｉｎｄｏｗ）：入力ボックスカーカウンター測定ウィンドウ（ｉｎｐｕｔ ｂｏｘｃａｒ ｃｏｕｎｔｅｒ ｍｅａｓｕｒｉｎｇ ｗｉｎｄｏｗ）；使用される限界値は十分に高速で動作していないバンドを検知し、これを電源が切られている、伸ばしすぎている、欠陥品である、又は自動センタリング機能に欠陥があると見なす；
ＶＦ：ＲＩＰ：選択された時間間隔の間の完全なフィルタリングされたＲＩＰ値変化で表わされる有効なフロー；
ＭＶＣ：ＲＩＰ ＨＤ値を探知するために使用されるサイクル探知ステートマシーン（ｃｙｃｌｅ ｄｅｔｅｃｔｏｒ ｓｔａｔｅ ｍａｃｈｉｎｅ）のパラメータ；
ＣＶ：信頼値。

“第１ランクＲＩＰカウンターウィンドウ”パラメータは、ユーザ又は第３者によってバンドが一体化され、電気的に終了されても特定のＲＩＰセンサーバンド用に最適化されることが好ましい。“ＲＩＰ オートセンター（ＲＩＰ ａｕｔｏ ｃｅｎｔｅｒ）”及び“ＶＦ：ＲＩＰ”パラメータは、好ましい活動範囲（ａｃｔｉｖｉｔｙ ｒａｎｇｅ）全体に設定され、それらはまた、センサー出力を低活動（ｌｏｗ ａｃｔｉｖｉｔｙ）又は高活動（ｈｉｇｈ ａｃｔｉｖｉｔｙ）に設定するために使用されてもよい。特に、“ＲＩＰ オートセンター（ＲＩＰ ａｕｔｏ ｃｅｎｔｅｒ）”パラメータは、パワーアップ（ｐｏｗｅｒ−ｕｐ）及びバンドホットリコネクト（ｂａｎｄ ｈｏｔ−ｒｅｃｏｎｎｅｃｔ）値である。

“ＭＶＣ”パラメータは、信号の識別の軽いぶれ（ｓｉｇｎａｌ ｊｉｇｇｌｅ ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｔｉｏｎ）を制御する。例えば、ＲＩＰセンサーバンドにある外部の機械的な制限は、標準のぶれ（ｎｏｒｍａｌ ｊｉｇｇｌｅ）より大きなぶれを含んでもよく、これらのパラメータは、適宜調整されることが可能である。特に、“ＭＶＣ固定バイアス（ＭＶＣ ｆｉｘｅｄ ｂｉａｓ）”パラメータの好ましい値は１６である。

“ＣＶ”パラメータは、低周波数環境、例えば、正しい呼吸パターンとして偽って現れる可能性のある機械的なノイズなどに適するように調整されることが可能である。ＣＶは、好ましくは、本発明の呼吸サイクル検知動作の信頼性を表わすことに使用される。特に、“ＣＶボックスカーインテグレイターレングス（ＣＶ ｂｏｘｃａｒ ｉｎｔｅｇｒａｔｏｒ ｌｅｎｇｔｈ）”パラメータは、他の値に設定されてもよいが、好ましい値は１６ｓｅｃであり、“ＣＶ出力トランスレイター（ＣＶ ｏｕｔｐｕｔ ｔｒａｎｓｌａｔｏｒ）”パラメータの好ましい値は、ＣＶｏｕｔ＝１／８^ｔｈＣＶｉｎ ｆｏｒ ８＝＜ＣＶｉｎ＜６４である。ほかに、ＣＶｏｕｔ＝７でも他の値が設定されてもよい。最後に、“ＣＶタイムアウトウィンドウ（ＣＶ ｔｉｍｅｏｕｔ ｗｉｎｄｏｗ）”パラメータは、好ましくは２０．４８ｓｅｃであるが、“ＣＶボックスカーインテグレイターレングス（ＣＶ ｂｏｘｃａｒ ｉｎｔｅｇｒａｔｏｒ ｌｅｎｇｔｈ）”パラメータよりも大きな他の値に設定されてもよい。

好ましい呼吸出力は、呼吸パラメータからの高精細（“ＨＤ”：ｈｉｇｈｅｒ ｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ）データ値、又は低精細（ｌｏｗｅｒ ｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ）データ値のどちらか、又は両方を含む。ＨＤデータ出力は、２０ｍＳｅｃ毎に０〜８１９１範囲内の値のシーケンス（任意のユニット）を含む。これらの値は、ＩＰセンサーの現在長（ｃｕｒｒｅｎｔ ｌｅｎｇｔｈ）を表し、ＩＰセンサーが、モニタリングされる対象の胸郭、又は腹部が目的で構成される場合、感知される長さは現在呼吸量（ｃｕｒｒｅｎｔ ｒｅａｐｉｒａｔｏｒｙ ｖｏｌｕｍｅ）に直接依存する。本発明の装置を内蔵するシステムは、モニタリングされる対象、無線送信を使用するモニタリングする人にリアルタイムで利用可能なこれらの値（及び他の出力値も）生成することが可能であり、又は、データレコーダーモジュールを使用するモニタリングする人によって後で再検討するためにこれらの値を格納することも可能である。これらの値は、表示されることができ、モニタリングされた対象の呼吸波形を視覚化する。

スタンドアローン（ｓｔａｎｄ ａｌｏｎｅ）ＦＰＧＡ回路（最小−最大値（“ｍｉｎ−ｍａｘ ｖａｌｕｅｓ”））は、直前の１０秒間に見られる入力データ値の変化の範囲を決定し、それを“正しいフロー（ｖａｌｉｄ ｆｌｏｗ）”値を修正するために使用する。さらに別の回路は、“正しいフロー（ｖａｌｉｄ ｆｌｏｗ）”の存在を１６第２ウィンドウで畳み込み積分して（“ボックスカー積分（ｂｏｘ ｃａｒ ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）”動作としても知られる）、入力データ特性が生理的な意味を作りだすことを表し、又は外部の機械的な障害が疑われるということを表す。

図４Ａを参照すると、“最小−最大値（ｍｉｎ−ｍａｘ ｖａｌｕｅ）”処理ブロックは、直前の１０秒における呼吸フローが一定のレベルを下回った場合、“ｎｂｒｖａｌ＿ＣＶ ｓｔｏｒｅ”処理ブロックにフィードバックする。したがって、派生したＣＶ状態が変更され、使用されるスロープ値（ｓｌｏｐｅ ｖａｌｕｅ）が変更され、ＲＲサイクル検知ステートマシーンで使用される結果のＭＶＣ値が変更される。この再帰的なフィードバックは、機械的な振動などに起因する“低く且つ速い（ｌｏｗ ａｎｄ ｆａｓｔ）”活動（ａｃｔｉｖｉｔｙ）を拒みながら、処理を休息及び睡眠の典型的な胸部の動き“低く且つ遅く（ｌｏｗ ａｎｄ ｓｌｏｗ）”に適応させる。この再帰的サイクルステートマシーンは、“正しいフロー（ｖａｌｉｄ ｆｌｏｗ）”測定（又は、タイムドメイン“スロープ（ｓｌｏｐｅ）”を使用して、呼気の吸入（ｉｎｈａｌａｔｉｏｎ）／呼気の吐き出し（ｅｘｈａｌａｔｉｏｎ）遷移の可能性を表す。

次に、図４は、ＦＰＧＡハードウェアのような並列設計が、プロセッサに基づくデザインにおいて扱いにくいであろうことを実行できることを示す。ブロックＲＡＭ（“ＲＡＭＢ４＿ｓ１６”）は、入力されたＲＩＰ値及び“正しいフロー（ｖａｌｉｄ ｆｌｏｗ）”マーカーの１秒の合計の集積を格納する。ステートマシーン（ｓｔａｔｅ ｍａｃｈｉｎｅ）“ｖｆｃｎｔｃｖ”は、最近のフローマーカーの実行している合計が保持されるように、且つスロープ（ｓｌｏｐｅ）が動くウィンドウ全体で計算されるようにリソース（ｒｅｓｏｕｒｃｅ）を管理する。全ての計算は、１０μＳｅｃに満たない時間内で行われる。図４Ｃは、“最小−最大値（ｍｉｎ ｍａｘ ｖａｌｕｅ）”処理ブロックを説明している。それは、最近の連続した２５６の実行しているリスト、又は平均されたＲＩＰ値（５．１２或いは１０．２４秒のトレースで表される）を格納する。ステートマシーン（ｓｔａｔｅ ｍａｃｈｉｎｅ）“ｍｖｃ＿ｃｎｔ”は、リストを保持し、最小ポイントの値及び最大ポイントの値をソートし、隣接した最小最大ポイントを特定し、値を生成する。

各他の入力データやルール設定を変更する計算ブロックの上述の一例は、“再帰的ハードウェア処理（ｒｅｃｕｒｓｉｖｅ ｈａｒｄｗａｒｅ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）”と称される。なぜならば、データは全てリアルタイムで扱われるため、最小の処理オーバーヘッド（ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｏｖｅｒｈｅａｄ）で行うが、ソフトウェア帰納と機能的に類似であるためである。したがって、単に１つのクロックサイクルが全てのデータのアップデートに使用される。別の例は、呼吸データのボックスカーヒストグラムの動きによる呼吸ＭＶＣ値の変化である。

装置は、好ましくはＨＤ及びＬＤモードの両方においてデータを出力する。全てのデータは、同様のスキームを使用してエンコードされる。特定のアプリケーションにおける全てのセンサーからのデータは、一気に送られる。図３は、両方のバンドが自動的に結合して１つのデータストリームになることを示す。１つのバンドが存在しなければ、もしくは、１つのバンドが導入されると−自動合計回路がデータを調整し、その範囲内に集める。１つ以上のＲＩＰセンサーはＨＤ及びＬＤ情報の両方を備えているため、２つのブロックが説明されている。同様のエンコードスキームは、ＬＤ及びＨＤデータストリームを混ぜるが、その詳細はアプリケーション特有のものである。あるアプリケーションにおいて、ＨＤ及びＬＤストリームは分離され、他のアプリケーションにおいては、ＨＤ及びＬＤは１つのポートで混合される。

図５は、下のパネルが座っている対象のおよそ３つの呼吸波形を表しているディスプレイを示している。信号値は、縦軸に沿って増加し、時間は横軸に沿って右方向に進む。このデータに視覚的に現れるノイズ又はアーチファクトがないことは明らかである。以下、サンプルスクリーンにおいて、１５ｓｅｃのデータは、トレースへ４ｓｅｃ開始しながら表示される。赤及び青のマーカーは、それぞれ９．７６ｓｅｃ及び１４．５６ｓｅｃに設定され、４．８０ｓｅｃの時間差を示している。１０．７２秒では、トレース量は３９２６である（スクリーンがキャプチャーされる場合のマウス位置）。縦軸は自動的に設定され、表示される間隔が表示された間、最小／最大（ｍｉｎ／ｍａｘ）トレース値（３６３６／４３７０）が右の縦棒に示される。上のパネルは、バイナリインジケーター（値は０又は１）の３つのトレースを表す。一番上の“Ｅ１”と付けられたトレースは、呼吸波形に付随のスロープを示し、呼気の吸入（ｉｎｈａｌａｔｉｏｎ）の間は上向き（値＝１）となり、呼気の吐き出し（ｅｘｈａｌａｔｉｏｎ）の間は下向き（値＝０）である。中央の“Ｅ２”と付けられたトレースは、対応する時間でのデータが有効（ｖａｌｉｄ）である（値＝１）か、有効でない（値＝０）か、を示す。一番下の“Ｅ＝３”と付けられたトレースは、検知された呼吸サイクルを示す。

ＬＤ呼吸データの第１のタイプは、完全な呼吸の認識に上で出力され、２０ｍＳｅｃ単位において表される呼吸持続期間（ｂｒｅａｔｈ ｄｕｒａｔｉｏｎ）を含む。現在の呼吸の終了は、後に続くサイクルの吸息のマーキングの検知で認識される。サイクル時間は、２０ｍＳｅｃ単位において表される。有効でない呼吸が２０．４８ｓｅｃ内で検知された場合、固有のワードが送信される。２つ（又は、それ以上）のＲＩＰセンサーバンド、例えば、胸郭及び腹部センサーバンドが存在し、アクティブである場合、呼吸は両方のセンサーの出力値の等しく重み付けされた合計において認識される。

ＬＤ呼吸の第２のタイプは、１Ｈｚのデータで出力され、認識された完全な呼吸（ＬＤ呼吸データの第１のタイプ）の累積された数による６０ｓｅｃウィンドウに亘って測定された分ごとの呼吸（“ＢＰＭ”）における呼吸速度を含む。信頼値（ｃｏｎｆｉｄｅｎｃｅ ｖａｌｕｅ）は、このデータ付随し、ＲＩＰセンサーデータが直前の１６ｓｅｃ期間に対して有効であるか否かを示す。連続した３つの期間２０．４８ｓｅｃ（呼吸タイムアウト期間）において呼吸が認識されない場合、ゼロに対するＢＰＭ値、つまり報告された呼吸速度は、アップデートされてすぐ前の６０ｓｅｃを実際に反映する。

［加速度計センサー信号処理］
本発明の装置の好ましい実施形態は、加速度計とポジション表示（ｐｏｓｉｔｉｏｎ ｉｎｄｉｃａｔｉｏｎ）又はアクティビティ表示（ａｃｔｉｖｉｔｙ ｉｎｄｉｃａｔｉｏｎ）或いはその両方を提供する加速度計信号処理とを含む。小型化された加速度計は技術的に知られており、マイクロエレクトロメカニカルシステム（“ＭＥＭＳ”：ｍｉｃｒｏ ｅｌｅｃｔｒｏ−ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｙｓｔｅｍ）を実装され、慣性（ｉｎｅｒｔｉａｌ）又は光学の効果に基づく装置を含む。好ましい加速度計は、２又は３次元（“２Ｄ”又は“３Ｄ”）の加速度信号を提供し、回路ボード上の要素としてフィットする大きさである。

加速度計信号は、サンプリングでサンプリングされ、およそモニタリングされる対象によって形成される予期された最大機械的周波数要素（ｅｘｐｅｃｔｅｄ ｍａｘｉｍｕｍ ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ）の小さな倍数である。１６Ｈｚのサンプリング速度が大部分のアプリケーションで好ましい。対象位置信号（ｓｕｂｊｅｃｔ ｐｏｓｉｔｉｏｎ ｓｉｇｎａｌ）は、１ｓｅｃの加速度計出力チャネルのボックスカーロウパス（“ＬＰ”）フィルター値の高さキャリブレーション（ｖｅｒｔｉｃａｌ ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）からの最大の偏差（ｄｅｖｉａｔｉｏｎ）を反映する。高さキャリブレーション（ｖｅｒｔｉｃａｌ ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）は、初期のパワーアップ後（キャリブレーション期間又はウィンドウ）（又は、そうでなければリセット時）に加速度計配向（ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅｔｅｒ ｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ）８ｓｅｃが好ましい。

対象アクティビティレベル信号（ｓｕｂｊｅｃｔ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｌｅｖｅｌ ｓｉｇｎｌ）は、全ての加速度計出力チャンネルのラプレイスハイパス（“ｈｉｇｈ ｐａｓｓ”）フィルター値（Ｌａｐｌａｃｅ ｈｉｇｈ ｐａｓｓ ｆｉｌｔｅｒｅｄ ｖａｌｕｅｓ）の１ｓｅｃの合計を反映し、１〜２５５の範囲（任意の単位）に標準化される。任意で、アクティビティ信号は、所定のアクティビティスレッショルド（ａｃｔｉｖｉｔｙ ｔｈｒｅｓｈｏｌｄｓ）になるように解釈されて調整される。ポジション及びアクティビティ信号の両方は、一般的に１Ｈｚで送信されるＬＤ信号である。また、ポジション及びアクティビティ信号の両方は、サンプリングされた加速度計チャンネルから同時に両方派生することが好ましい。

［さらなるセンサーからの信号処理］
本発明の装置の好ましい実施形態は、外部の心臓センサーの心臓信号のための入力ポート及び処理を提供する。外部の心拍センサーは、血管の脈動又は心臓の電気活動（ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ａｃｔｉｖｉｔｙ）の割合、例えば、ＥＣＧ信号におけるＲ波の認証を決定することが可能であり、さらに直接的又は間接的に本発明の装置と連結することが可能である。

好ましい外部心拍センサーは、ポラール（Ｐｏｌａｒ）社製造のウェアリンク（Ｗｅａｒｌｉｎｋ）センサーである。心拍の認証では、ウェアリンクセンサーは、処理装置により誘導的に受信されることが可能であるコード化された電磁バースト（ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｎｅｔｉｃ ｂｕｒｓｔ）を生成する。バーストタイミング（ｂｕｒｓｔ ｔｉｍｉｎｇ）は１ｍＳｅｃレゾリューション（ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ）で測定されて、受信されたときに出力され、分毎の脈拍（“ＢＰＭ”）における心拍は直前の８インタービート（ｉｎｔｅｒ−ｂｅａｔ）間隔の現行の平均から決定され、８ビートごとに出力される。４ｓｅｃで心拍が認識されない場合、ＢＰＭ信号はゼロに設定される。このデータに付随するフラグは、その有効性を示す。例えば、ＢＰＭ信号がゼロに設定された場合、そのデータは無効であることを示す。出力信号は１〜２５５に標準化され、ここで１は最も低い心拍を表し、２５５は事前に選択した最大の無難なＢＰＭ値を表す。

任意で、１つ以上のＥＣＧ信号のリード（ｌｅａｄｓ）は入力されて処理されることが可能である。これは、外部の心拍センサー信号を補完し、置き換えることが可能となる。アナログＥＣＧ信号１ｋＨｚで１２ビットレゾリューションでサンプリングされる。各サンプルは、好ましくは、ＨＤ ＥＣＧデータとして利用可能であるときに送信される。また、心臓パラメータ（ｃａｒｄｉａｃ ｐａｒａｍｅｔｅｒ）は、処理されたＨＤから抽出されることができ、低速（ｌｏｗｅｒ ｒａｔｅ）で送信されることが可能である。例えば、Ｒ波は、既知の方法で検出されることでき、それらの送信される存在時期（ｏｃｃｕｒｒｅｎｃｅ ｔｉｍｅｓ）はおよそ１ｍＳｅｃレゾリューションである。Ｒ波の存在時期は、上述したようにＢＰＭ信号となるように処理されて断続的に送信されることが可能となる。心拍ノイズブロッキング（ｂｌｏｃｋｉｉｎｇ）及びマーキング（ｍａｒｋｉｎｇ）は、モーションアーチファクト（ｍｏｔｉｏｎ ａｒｔｉｆａｃｔｓ）及び電極リリース（ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｒｅｌｅａｓｅ）によるデータスパイクを取り除きながら（平均に基づかない）速い応答をもたらす。出力ＥＣＧデータのフォーマットは、データ速度（ｄｅｔａ ｒａｔｅ）及びレゾリューションに関して十分に柔軟性がある。これは、優れた使用のための粗さ（ｃｏａｒｓｅ）を許可する。

本発明の装置の好ましい実施形態は、外部の温度センサーからの温度信号のための入力ポート及び処理を提供する。皮膚温度は、サーミスタ（ｔｈｅｒｍｉｓｔｏｒ）によって測定することが可能である。サーミスタは、好ましくは、およそ１０Ｈｚでサンプリングされ、１０サンプルが平均されて１Ｈｚで送信される。出力温度値は、２５℃セットポイント（ｓｅｔ ｐｏｉｎｔ）で参照され、暗黙の小数点（ｉｍｐｌｉｅｄ ｄｅｃｉｍａｌ ｐｏｉｎｔ）で０〜１０２３の範囲を有し（物理的な範囲は０〜１０２．３℃）、１０〜６０℃の範囲で最も精度が悪い場合で＋／−０．３℃である。

中核体温センサーは、体内に摂取可能なカプセルの形態で知られ、それが飲み込まれると、例えば、感知された温度に基づいて変化する周波数を備えた信号を伝達する。この周波数は、処理装置によって感知されて１Ｈｚで送信されることができる。ＨＱ Ｉｎｃ．のあるカプセルセンサーは、基準周波数がおよそ２６２ｋＨｚである変化する周波数を伝達する。そのようなセンサーのために、伝達される値は、この基準周波数と受信した周波数との間の差を反映することが可能である。

また、皮膚伝導（ｓｋｉｎ ｃｏｎｄｕｃｔａｎｃｅ）も検知され、デジタル化され、任意で分類され（ｒａｎｇｅｄ）、又はセンタリングされ（ｃｅｎｔｅｒｅｄ）、或いはキャリブレートなどをされることが可能である。一般的に、伝達はおよそ１Ｈｚである。胸部皮膚伝導のためのセンサーはまた、ＥＣＧ信号を戻すことが可能である。装置状態も検知され、一般的に１Ｈｚで伝達されることが可能である。状態は、好ましくは、装置（又は、装置ＰＣボード）温度、バッテリーレベルなどを含む。本発明のさまざまな実施形態に含まれることが可能な処理を行う他のセンサーは、以下：右足及び左足の加速度計といった多数の加速度計；マイクロフォン（ｍｉｃｒｏｐｈｏｎｅｓ）及びオーディオバイブレーションセンサー（ａｕｄｉｏ ｖｉｂｒａｔｉｏｎ ｓｅｎｓｏｒｓ）；脳電図、眼電図、又は筋電図用の電極；スパイロメーター；血圧計；カプノメーター；グルコース及び他の化学センサーなどの１つ以上のものを含む。また、ある実施形態において、出力ストリームにおける外部の第３グループセンサーからの信号を含むための１つ以上のパススルー（ｐａｓｓ−ｔｈｒｏｕｇｈ）ポートを提供することが有利になり得る。デジタル信号を生成する装置の場合、出力のために処理はパッケージング（ｐａｃｋａｇｉｎｇ）に限定され得る。アナログ信号を生成する装置の場合、処理は、デジタル化及び任意で分類（ｒａｎｇｅｄ）、又はセンタリング（ｃｅｎｔｅｒｅｄ）、或いはキャリブレーション（ｃａｌｉｂｒａｔｅｄ）などを含む。

一般に、ＡＦＥ回路又はＦＰＧＡ回路設定（ｃｏｎｆｉｇｕｒａｔｉｏｎ）は、特定のセンサーを使用できるか否かを決定することが可能である。そのような使用可能状態信号は、それらセンサーのための処理回路を制御するために使用されることが可能である。例えば、センサーが使用可能でなさそうな場合は、関連する処理回路はパワーダウンし、センサーが使用を再開された場合に再び電力が供給されることが可能である。したがって、センサー状態は、電源供給後（キャリブレーション期間）を受けて、本発明の装置の初期処理を制御することが可能である。このように、装置は、明確な制御に必要なしにセンサー信号入力に動的に適合することが可能である。

以上の全てのセンサー信号は、好ましくは、本発明の装置に入力される他の信号と同時に処理される。余分なセンサー（例えば、２Ｄ、３Ｄ加速度計、極性（ｐｏｌａｒ）及びＥＣＧ ＨＲ誘導（ｄｅｒｉｖａｔｉｏｎ））がある場合は、使用されることが可能である。これは、センサーの故障や異常の可能性に対する耐性を増加させる。

［出力処理］
本発明による処理装置は、好ましくは、処理されたセンサーデータを１つ以上のシリアル出力データストリームに多重化する。単一の出力データストリームが好ましく、多重出力データストリームはアプリケーション要件に従って実装されることが可能である。低ネットワーク層で、出力ストリームは、マイクロコントローラー、又はマイクロコンピューターアプリケーションにおいて使用される既知のシリアルプロトコルの１つに適合する。典型的な実施形態において、多重化されたセンサー出力は、ＳＰＩ−１６インターフェース（例えば、単一のマスターとして、１６ビットフレーム、モード０、速度はおよそ毎秒１メガビットであるこの装置）及びＡＳＣＩＩフォーマット済みの低電圧ＴＴＬ（“ＬＶＴＴＬ”：ｌｏｗ ｖｏｌｔａｇｅ ＴＴＬ）出力で同時に利用可能である。

高ネットワーク層で、センサーデータは、自己定義データレコード（又は、データ型）にフォーマットされて、各センサーに対して固有の型となる。表２は、本発明の典型的な実施形態のために規定されたレコード形式（ｒｅｃｏｒｄ ｔｙｐｅ）を説明している。好ましくは、レコード形式は、各レコードへの固定されたオフセットで現れるフィールドにおける独自のビットストリングによって特定される。生理センサーからロウデフィニション（ｌｏｗ ｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ）（ＬＤ）データを運ぶレコードは、少なくとも以下の２つのタイプを含む。第１のタイプのレコードは、周期的に伝達されて、一般的に最近のセンサー出力、例えば、最近の分毎の脈拍における心拍を集約するパラメータを含む。第２のタイプのレコードは、特定の生理イベントの発生で伝達され、一般的に記述的なパラメータ（ｄｅｓｃｒｉｐｔｉｖｅ ｐａｒａｍｅｔｅｒ）、例えば、各心拍、呼吸、咳用、などをその発生の時間に含む。さらに、センサーデータの処理のために、レコードは、センサー状態のための１つ以上のビットのフィールドを有効に含むことも可能である。例えば、“ＯＫ”ビットは、センサー処理が有効でありそうな又は無効でありそうな関連するデータを検出したか否かを示すことが可能である。

この表において：“ＯＫ”は、有効でありそうなデータ又は無効でありそうなデータを示す単一のビットフィールドであり、“ＡＫ”は、２つのセンサーのうち、どれが次のデータ、“最下位ビット（ｌｅａｓｔ ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔ ｂｉｔ）”を示す“ＬＳＢ”、及びデータフィールドの０番目ビット（７番目、１０番目、１１番目及び１２番目）をラベルするＤ０（Ｄ７、Ｄ１０、Ｄ１１及びＤ１２）を指すのかを示す単一のビットフィールドである。

レコードフォーマットは、物理的な輸送手段に有利に適合される。ＳＰＩ−１６及びＬＶＴＴＬを提供する典型的な実施形態において、レコード長は１６ビットが好ましい。大部分のＳＰＩ−１６レシーバーに対して、１６ビットは単一のフレームを形成する。また、時間遅延は、１６ビットフレームの中間に挿入されてもよい。ＡＳＣＩＩデータは、好ましくは、ＡＳＣＩＩスペース文字（２０Ｈ）又は他のアイドル文字（ｉｄｌｅ ｃｈａｒａｃｔｅｒ）により分離された４つの１６進文字にフォーマットされる。さらなるタイプのセンサーからのデータは、さらなるレコードタイプを特定するフィールドを含む“ｅｓｃａｐｅ”レコードタイプを提供することにより調整されることが可能である。１６ビットレコードのペイロードにフィットすることができないデータは、レコード連鎖（ｒｅｃｏｒｄ ｃｈａｉｎｉｎｇ）によって調整されることが可能である。好ましくは、レコードタイプの単一のセットは、処理装置の実施形態の一群のために規定され、そのような一群の特定の実施形態は必要なレコードタイプのみを伝達する。

説明してきた標準的な出力に加え、本発明の装置の別の実施形態は、選択された処理ブロックからの特定のデータ又は診断出力（ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ ｏｕｔｐｕｔｓ）のための特別な出力を提供する。典型的な実施形態は、表３で説明されるフォーマットにおけるＲＩＰ処理ブロックからのシリアル診断出力を提供する。

ここで、“ＢＲ”は呼吸サイクルが認識されることを示す単一のビットフィールドであり；“ＶＦ”は有効な呼吸気流量（肺気量（ｌｕｎｇ ｖｏｌｕｍｅ）の時間導関数（ｔｉｍｅ ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ））が認識されることを示す単一のビットフィールドであり；“ＳＬ”は決定された肺気量のスロープのサインを示す単一のビットフィールドである。

これらのＲＩＰ診断出力は、装置によるＲＩＰ処理を有効にし、その精度を検証し、且つＲＩＰ処理ファームウェアへの変更を調査するために、表示され、格納され、分析されることが可能である。例えば、ＲＩＰカウンター値は、定量的な精度を検証するために、同時にキャリブレートされた診断ツールによってなされた呼吸測定と比較されることが可能である。“ＢＲ”、“ＶＦ”及び“ＳＬ”ビットは、カウンター値の処理を反映して、呼吸の存在、速度、及びその他の簡略な呼吸インジケーターを決定する。この処理の精度は、これらのビット値と同時ＲＩＰカウンター値とを比較することによって検証することが可能である。例えば、“ＢＲ”又は“ＳＬ”は、肺気量（すなわち、ＲＩＰカウンター値）のトレースと直接比較することにより検証されることが可能である。

［物理的及びハードウェア構成］
図１を参照して既に説明したように、本発明のボード及び装置は、広範囲の異なる生理モニタリングシステムの有用な構成要素である。図６Ａ〜Ｃを参照して説明すると、本発明のボード及び装置は、幅広い種類の異なる物理的及びハードウェア構成において異なる生理モニタリングシステムに適するように構成されることが可能である。

図６Ａは、ここに述べられる典型的な装置を内蔵している完全なパッケージを説明している。外部コネクターは、１つ以上のセンサーを有するモニタリングサブシステム、又は通信サブシステム、或いはデータレコードサブシステム（ｄａｔａ ｒｅｃｏｒｄ ｓｕｂｓｙｓｔｅｍ）（一般的に“ホスト（ｈｏｓｔ）”）といった外部システムに提供される。外部コネクターは、装置の診断に関するポート（ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ ｐｏｒｔｓ）及びテストポイント（もしあれば）、ＪＴＡＧコネクター、又は外部電源或いはバッテリーチャージ（ｂａｔｔｅｙ ｃｈａｒｇｅｓ）（もしあれば）に提供される。

図６Ｂは、図６Ａの典型的なパッケージ及びハウジング（ｈｏｕｓｉｎｇ）における単一の処理ボードとしての典型的な装置の実装の物理的な構成を示すものである。図６Ｃは、バッテリーを含む別の物理的な実装を示すものである。

図７Ａは、図６Ｂのボード構成を大まかに示すものである。特定の内部コネクターは、積層配置（ｓｔａｃｋｅｄ ａｒｒａｎｇｅｍｅｎｔｓ）（メザニン構成）又は並列配置（ｓｉｄｅ ｂｙ ｓｉｄｅ ａｒｒａｎｇｅｍｅｎｔｓ）（ドーターボード構成）を許可する。図７Ｂは、センサーの数を減らすための典型的な装置の可能な物理的な実装を示すものである。さらに小さな構成は、１つ又は２つのセンサー、例えば、１つのＲＩＰバンド、１つのＥＣＧリードのために実装することが可能である。

本発明の装置及びボードはメザニンボードなどで構成されて、単独型で、ホスト装置へのドーターボードとなり、外部装置（例えば、データレコード又は通信モジュール）に接続されるように機能することが可能である。

したがって、本発明の態様は、以下に限定されるわけではないが以下を含む：ＦＰＧＡに基づいたアーキテクチャは、機能複製（ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｒｅｐｌｉｃａｔｉｏｎ）及び拡張を操作への影響なしに提供する。これはＣＰＵに基づくデザインでは不可能である。これは、ＲＣ及びＡＢバンドのための２つの同じＲＩＰ機能によって、最も典型的に示される。大部分の回路（ハードウェアＡＦＥ及び内部ＦＰＧＡ）は、セルフバリデーション（ｓｅｌｆ ｖａｌｉｄａｔｉｏｎ）又はリアルタイムで得られる“信頼値（ｃｏｎｆｉｄｅｎｃｅ ｖａｌｕｅ）”を含む。装置は、他の各ストリームを独立的に処理しながら、低処理オーバーヘッド（ｌｏｗ ｐｅｏｃｅｓｓｉｎｇ ｏｖｅｒｈｅａｄ）、又はＣＰＵ電力の低下、多数のセンサーイベント（呼吸、心拍、ポジション（ｐｏｓｉｔｉｏｎ）、アクティビティ（ａｃｔｉｖｉｔｙ）、温度など）に対する正確なリアルタイム応答を達成する。再帰的なハードウェア処理は実装される、すなわち、処理アルゴリズムと処理されたデータとが適応し、最近観測された値に従う相互に関連のあるルールセットにしたがってリアルタイムで修正される。適応電力消費プロファイルは、バッテリー電源を保存し、充電ごとのバッテリー寿命を（２００時間以上に）増大させることが可能であるときハードウェアをオフにする。ＲＩＰオシレーター回路デザイン及び使用の方法は、低電力消費（８００μＡ）、滑らかなＲＩＰデータ、及び２０オシレーター“クリック（ｃｌｉｃｋｓ）”でサイクルを検知する能力（極めてわずかな胸部の動きを反映する）を達成する。１つ又は２つのＲＩＰバンドの自動適応能力、及びＲＩＰ信号の自動範囲センタリングは、パワーアップ（又は、他のキャリブレーション期間）上である。“姿勢（ｂｏｄｙ ｐｏｓｉｔｉｏｎ）”の自動キャリブレート特性は、パワーアップ（又は、他のキャリブレーション期間）上で自動検知される“垂直（ｖｅｒｔｉｃａｌ）”の定義である。任意の余分なセンサー（２Ｄ及び３Ｄ加速度計、極性及びＥＣＧ ＨＲ誘導）を使用する。これは、センサーの故障や異常の可能性に対する耐性を増加させる。ＨＲの場合、スポーツアプリケーションにおいて使用される既知である装置の使用を許可する。心拍ノイズブロッキング及びマーキングは、モーションアーチファクト（ｍｏｔｉｏｎ ａｒｔｉｆａｃｔｓ）及び電極リリース（ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｒｅｌｅａｓｅ）によるデータスパイクを取り除きながら（平均に基づかない）速い応答をもたらす。装置は、優れた使用のための粗さ（ｃｏａｒｓｅ）を許可する十分に柔軟性があるＥＣＧデータフォーマット（データ速度（ｄｅｔａ ｒａｔｅ）及びレゾリューションに関する）を提供する。

上述された本発明の好ましい実施形態は、本発明の範囲を限定しない。これらの実施形態は、本発明のいくつかの好ましい態様の説明であるためである。任意の同等な実施形態も、本発明の範囲内になるように意図される。

ここでは多数の参考文献が引用されており、それら全体において、これら文献の全ての開示は、全ての目的のために参照することにより、ここに組み込まれる。さらに、これらの参考文献はいずれも、上記でどのように特徴付けられたかに関わらず、ここで請求された主題の発明に先行するものと認められるものではない。

［信頼値判定のさらなる実施形態］
さらなる実施形態において、装置は、上述されたようにＬＤデータモードにおいて生成されるデータフォーマットの延長として追加されることが可能な呼吸データのための“信頼値（ｃｏｎｆｉｄｅｎｃｅ ｖａｌｕｅ）”（ＣＶ）を生成することが可能である。ＣＶを生成する好ましい方法をこれから説明する。

装置は、２０ｍＳｅｃ期間に亘るＲＩＰ発振（ｏｓｃｉｌｌａｔｉｏｎｓ）を統合する。デュアルランク（ｄｕａｌ ｒａｎｋ）技術は、８ＭＨｚ時間基準で各サンプルにおける平均周波数を測定するために使用され、その結果は、ＲＩＰ周波数変化測定のための８１９２データポイントの範囲を提供する１３ビットまで丸められる（ｒｏｕｎｄｅｄ）。ＲＩＰ値は、オーバーフロー又はアンダーフロー状態の可能性を回避するために、装置パワーアップ初期化の間この範囲に集められる。２０ｍＳｅｃサンプルは、その立ち上がりエッジが吸気（ｉｎｓｐｉｒａｔｉｏｎ）サイクルに相当するバイナリ波形を得るための呼吸検知器（ｂｒｅａｔｈ ｄｅｔｅｃｔｏｒ）を受けて、デジタルフィルター（ＦＩＲ、２５５タップ）によって処理される。ＬＤデータを送る場合、送信されるワードは、２０ｍＳｅｃ単位における各検知された吸気サイクルの時間である。装置は、ＲＩＰバンドをモニタリングし、適切に機能する場合は、各ＬＤワードに“ｂａｎｄ ＯＫ”ビットを送る。このビットは、バンドの正確な電気接続の状態及び関連するＲＩＰオシレーターの適切な周波数範囲を反映する。

呼吸検知器は、タイムドメイン傾向のためにデータ・サンプルを検査する状態機械である。観測は、ランニングまたは腕立て伏せのようなハイレベルの活動で大抵存在する小トレンド変化(“軽い揺れ（ｊｉｇｇｌｅｓ）”)を明らかにするためになされた。状態機械は、これらのイベントを識別し、したがって、それらは有効な呼吸サイクルと見なされない。低い活動レベル(着席（ｓｉｔｔｉｎｇ）)における誤りのサイクルを縮小するために、状態機械はまた、ＲＩＰ値スロープが、上述の所定の第１派生（“有効フロー”）値である場合に、ＲＩＰ値傾向をモニタリングし、起こり得る変化(実際のサイクル及び“軽い揺れ”)を考慮する。軽い揺れの識別、及び浅い呼吸サイクル検知の目的は反対であり、別のものより1つの検知モードを有利にすることを状態機械に強いることが可能である。

オプション機能は、有効なフローイベントの時間ヒストグラム(ボックスカー統合（ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）とも呼ばれる)に基づいた信頼値を決定する。ＲＩＰ値が、正常な呼吸に典型的な傾向変化を示していない、例えば、呼吸停止あるいは無呼吸中であることを示す所定のタイムウィンドウの間は、決定されたインジケーターの時間量（ＶＦ）は誤りに設定される。1つのサイクル当たり、５ＢＰＭ又は１２ｓｅｃの低速で読むため、提示されたボックスカーインジケーターは１６秒 (３．７５ＢＰＭ) 以内のウィンドウをモニタリングすることが可能である。

装置ＦＰＧＡにおける実際のヒストグラム実装は、ＶＦを有効にし、1秒のビン（ｂｉｎｓ）における０値（２０ｍＳｅｃ）サンプル計算を蓄積することが可能である。個々のＦＩＦＯ状態機械は、最近の１６秒に対するこれらのビン（ｂｉｎｓ）の現行の合計（ｒｕｎｎｉｎｇ ｓｕｍ）を維持することが可能である。最後に、７が高ＣＶを、０が最悪のＣＶを示すところで、１６Ｓｅｃのボックスカー計算は、３ビットＣＶに変換されることが可能である。

低ＣＶは、実際の呼吸サイクルの検知なし（ｎｏ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）に関連付けられる−所定のしきい値よりも低いＣＶは、サイクルタイムが無効であるＬＤデータワードを送信することを装置に強いることが可能である。ＣＶ値マッピング及び低ＣＶしきい値設定への完全なボックスカー計算は、フィールドテストに基づいて開発されることが可能である。

別のオプション機能は、最近のＲＩＰアクティビティに基づく適応“ジグル識別子”値（ａｄａｐｔｉｖｅ “ｊｉｇｇｌｅ ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｔｏｒ” ｖａｌｕｅ）を計算する。ここで、最近の最大−最小ＲＩＰ値は、実際の呼吸サイクル（例えば、５％の現在までに観察されるような典型的な“活発あるいは長く歩く”ＲＩＰシグネチャー（ｓｉｇｎａｔｕｒｅ））からの軽い揺れ（ｊｉｇｇｌｅｓ）を識別するのに必要な極小値変化（ＭＶＣ）を調整するために使用されることが可能である。浅い又は浅くゆっくりとした呼吸サイクルの正確な検知を改善しながら、ＡＤＶの使用は、活動レベルの急速な増加が起こった（座っている対象が立ち上がり走り出す）場合に誤って検知されたサイクルの数を増加させ得る。同様に、サイクルは活動レベルが急速に下がる場合に見逃され得る（観測は、これがあまり起こり得ないことを示している）。装置ＦＰＧＡにおける実際のＡＤＶ実装は、格納するＲＩＰ値に基づくことができ、ＦＩＦＯとして、ＢＲＡＭを使用し、これらの値の上でスイングソーター状態機械（ｓｗｉｎｇ ｓｏｒｔｅｒ ｓｔａｔｅ ｍａｃｈｉｎｅ）を操作する（ここでスイングとはＦＩＦＯスペース内の最小から最大までの差として定義される）。４／８／１６Ｓｅｃの可能な３つのウィンドウは、スイング計算に使用されることが可能となる。決定されたスイングは、現在のＭＶＣに加えることができる補正率（ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｆａｃｔｏｒ）へマップ（ｍａｐ）されることができる。

スイングを決定するために使用されるタイムウィンドウの選択、及び完全なＭＶＣ補正値へのスイング値のマッピングは、フィールドテストを要求することが可能である。最後に、ここで留意すべきは、さらなる発展は現在のＣＶに基づくＡＤＶの選択的な活性化（ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ）を含むことができることである。そのような発展は、実装のためにこの段階では提示されないが、将来においては、考慮されるべきことである。

本発明の処理装置を含む典型的なシステムを示す。 本発明の処理装置のアーキテクチャを示す。 呼吸センサー処理のための典型的なアーキテクチャである。 ＲＩＰセンサーのための典型的な再帰的ハードウェア処理を示す。 ＲＩＰセンサーのための典型的な再帰的ハードウェア処理を示す。 ＲＩＰセンサーのための典型的な再帰的ハードウェア処理を示す。 ＨＤ ＲＩＰ出力の典型的なグラフィック表示を示す。 本発明の処理装置の典型的な物理的配置を示す。 本発明の処理装置の典型的な物理的配置を示す。 本発明の処理装置の典型的な物理的配置を示す。 処理ボードの典型的な物理的配置を示す。 処理ボードの典型的な物理的配置を示す。

Claims (15)

1. 動作可能なように複数のセンサーにリンクされている複数の独立したデジタル処理ユニットを含み、
   前記複数の独立したデジタル処理ユニットは、
   前記複数のセンサーからの信号を同時に受信し、
   生理情報を決定するために前記受信した信号を同時に処理し、
   複数のセンサーの前記信号に対して、前記受信及び処理は、同時に並行して動作する複数の処理ユニットによって実行されることを特徴とし、さらに、
   前記決定された生理情報を１つ以上の出力信号に多重化すること、
   を含むステップを実行するように構成されたファームウェアを開始すること、を特徴とする複数の生理センサーからの信号を処理する装置であって、
   同時に並行して動作する複数の処理はフィールドプログラマブルゲートアレイ（FPGA）によって行われ、
   かつ、前記FPGAは、前記複数のセンサーのうち、信号が受信されないセンサーについて、当該信号が受信されないセンサーに対応する処理ユニットへの電力供給を低減させることを特徴とする、前記装置。
2. １つ以上のセンサー信号に対して、２つ以上の同時に動作する前記処理ユニットが前記センサー信号に対して処理パイプラインのように動作するように順次にリンクされることを特徴とする請求項１に記載の装置。
3. 個々の生理情報は、実質的に同時の様式で２つ以上のセンサー信号から得られることを特徴とする請求項１に記載の装置。
4. アナログセンサーからの信号のアナログ処理のためにアナログフロントエンド（ＡＦＥ）回路をさらに含むことを特徴とする請求項１又は2に記載の装置。
5. 当該信号が受信されないセンサーに対応する処理ユニットへの電力供給は、当該センサーから受信した信号サンプル間の少なくとも一部の時間間隔において低減されることを特徴とする請求項１に記載の装置。
6. 前記独立したデジタル処理ユニットは、さらにインダクティブ・プレスチモグラフィック（ＩＰ）センサー、呼吸ＩＰ（ＲＩＰ）センサー、加速度計センサー、ＥＣＧセンサー、心拍センサー、体温センサー、脳波センサー、及び音センサーのうち少なくとも１つからの信号を処理するために構成されることを特徴とする請求項１に記載の装置。
7. 前記独立したデジタル処理ユニットは、前記装置の状態に対して敏感な少なくとも１つのセンサーからの信号を処理するために構成され、
   前記多重化された出力信号は、決定された装置状態情報をさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の装置。
8. 前記同時処理は、
   前記１つ以上のセンサーからの信号の状態を決定することをさらに含み、
   前記多重化された出力信号は、決定されたセンサー信号状態情報をさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の装置。
9. 複数のセンサーからの信号を同時に受信し、
   生理情報を決定するために前記受信した信号を同時に処理し、
   前記複数のセンサーからの前記信号に対して、前記受信及び処理は、同時に並行して開始されることを特徴とし、さらに、
   前記決定された生理情報を１つ以上の出力信号に多重化すること、
   を含む複数の生理センサーからの信号を処理する方法であって、
   同時に並行して開始される処理はフィールドプログラマブルゲートアレイ（FPGA）によって行われ、
   かつ、前記FPGAは、前記複数のセンサーのうち、信号が受信されないセンサーについて、当該信号が受信されないセンサーに対応する処理ユニットへの電力供給を低減させることを特徴とする、前記方法。
10. １つ以上のセンサー信号に対して、同時処理は、連続して配置されて処理パイプラインのように同時に起こる２つ以上のステップを含むことを特徴とする請求項９に記載の方法。
11. 複数の受信したセンサー信号の前記同時処理は、前記センサー信号からの生理情報の決定を実質的に遅らせないことを特徴とする請求項９に記載の方法。
12. キャリブレーション期間中に決定されるキャリブレーション情報にしたがって１つ以上のセンサーの処理を調整することをさらに含むことを特徴とする請求項９に記載の方法。
13. １つ以上のセンサーから受信される前記キャリブレーション情報は、信号出力範囲を含み、
    前記調整は、前記信号を前記出力範囲内に集めることをさらに含むことを特徴とする請求項１２に記載の方法。
14. １つ以上の加速度計センサーのための前記キャリブレーション情報は、垂直な方向性を示す基準値を含むことを特徴とする請求項１２に記載の方法。
15. ２つ以上の呼吸インダクティブ・プレスチモグラフィック（ＲＩＰ）センサーからの信号を同時に受信し、
    １回換気量の表示を含む呼吸情報を決定するために前記受信したＲＩＰ信号を同時に処理することをさらに含むことを特徴とする請求項９に記載の方法。