JP7083250B2 - インピーダンス検知 - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本出願は、その内容の全体があらゆる目的のために参照により本明細書に組み込まれる、「IMPEDANCE SENSING」という表題の2015年7月9日に出願された米国特許出願第14/795,703号の利益および優先権を主張する。

本開示は全般に検知デバイスに関し、より具体的には、低電力の堅牢なインピーダンス検知デバイスに関する。

インピーダンスセンサは、材料の特性を評価するために、ならびに環境条件に関連するそのような材料の時間的な展開を監視するために、様々な科学的な分野および診断の分野において使用されている。最近では、インピーダンスセンサは、多くの生体への用途において使用することも考えられている。生体インピーダンスセンサは、様々な生体組織の様々な電気的特性、より具体的には様々なインピーダンスを利用することによって、様々な生体特性を検知または監視するデバイスとして、大まかに特徴付けられ得る。外部的な生体インピーダンスセンサは通常、生物体の関心のある領域に近接して、またはそこに接触して配置される、2つ以上の電極を含む。生体インピーダンスセンサは一般に、電極の第1の集合を介して下にある組織へと電気信号を送り、電極の第2の集合を介して電圧応答を検出することによって、機能する。検出された電圧応答は、注入された信号が通る様々な組織の異なる電気的特質、いくつかの事例では時間的に変化する電気的特質により、影響される。関心のある生体特性を決定しようとして、電圧応答が分析され得る。

生体インピーダンスセンサは、従来の測定デバイスの精度または可搬性が限られていることが一部には原因で、血圧の監視を含む多数の用途における使用に向けて研究されている。たとえば、血圧計は、膨張式のカフを利用して関心のある領域(たとえば、被験者の上腕の周り)に圧力を加える、従来の血圧監視デバイスの例である。膨張式のカフが発揮する圧力は、収縮期と拡張期の血圧の測定を行うために、動脈の流れを制限するように設計されている。そのような従来の血圧は本質的に、被験者の生理学的状態に影響を与え、これは血圧の測定結果に誤差をもたらすことがある。そのような血圧計は、被験者の心理状態にも影響を与えることがあり、この心理状態自体が、生理学的状態の変化としても現れることがあるので、血圧の測定結果に誤差をもたらすことがある。たとえば、そのようなデバイスは、主に隔離された機会に、たとえば被験者が診察室を訪れているとき、または病院で治療を受けているときに使用されることが多い。当然、一部の被験者はそのような機会に不安を感じ、この不安がユーザの血圧ならびに心拍数に影響し得る(たとえば、それらを高め得る)。

加えて、そのような従来の血圧計は、歩行の動きを制限せずに装着できないという意味で、または別様に動きを妨げるものであり、動きと干渉するものであり、もしくは気を散らせるものであるという意味で、可搬ではない。これらおよび他の理由で、そのようなデバイスは、血圧、およびユーザの健康全般についての、経時的な正しい推定または描写を与えない。インプラントデバイスまたは別様の侵襲的なデバイスは、経時的な血圧のより良好な推定を与え得るが、そのような侵襲的なデバイスは一般に、非侵襲的なデバイスよりも大きな危険性を伴い、一般に歩行とともに使用するには適していない。

本開示のシステム、方法、およびデバイスは、いくつかの態様をそれぞれ有し、それらの態様はいずれも、本明細書において開示される望ましい属性を単独で担うことはない。

本開示において説明される主題の一態様は、振幅変調された信号からデータを復元するためのデバイスにおいて実装され得る。デバイスは、搬送波周波数を有する振幅変調された信号を検知するように動作可能な検知回路を含む。いくつかの実装形態では、振幅変調された信号はまた、位相変調される。デバイスはまた、振幅変調された信号を、ミキシング周波数を有するミキシング信号と混合して、搬送波周波数より低い中間周波数を有する、周波数下方シフトされた信号を提供するように動作可能な、ミキサを含む。デバイスはまた、周波数下方シフトされた信号をフィルタリングして、フィルタリングされた信号を提供するように動作可能な、フィルタを含む。デバイスはさらに、フィルタリングされた信号をアンダーサンプリング周波数においてアンダーサンプリングしてデジタル信号を提供するように動作可能な、サンプラーを含み、このデジタル信号は変調信号を表すものである。

デバイスはさらに、振幅変調された信号を受け取り、振幅変調された信号を検知回路に渡すように動作可能な、少なくとも1つの第1の電極を含み得る。いくつかの実装形態では、少なくとも1つの第1の電極は、生物体と結合するように適合され得る。デバイスはまた、生物体と結合するように適合される少なくとも1つの第2の電極を含み得る。デバイスはさらに、搬送波周波数において励振信号を生成するように動作可能な励振信号生成器を含むことがあり、少なくとも1つの第2の電極は生物体へ励振信号を与えるように適合され、振幅変調された信号は励振信号に対する生物体の応答を表すものである。いくつかの実装形態では、変調信号は生物体のインピーダンスを表すものである。いくつかの実装形態では、搬送波周波数は約1MHz以上である。いくつかの実装形態では、励振信号は電流信号を含み、振幅変調された信号は、インピーダンスに基づく励振信号への生物体の電圧応答を表す電圧信号を含む。いくつかの他の実装形態では、励振信号は電圧信号を含み、振幅変調された信号は、インピーダンスに基づく励振信号への生物体の電流応答を表す電流信号を含む。

いくつかの実装形態では、デバイスは、電源と、検知回路、ミキサ、フィルタ、サンプラー、および電源を少なくとも部分的に取り囲む装着可能なハウジングとを含む。いくつかのそのような実装形態では、デバイスはさらに、装着可能なハウジングをユーザに結合するように適合される結合機構を含む。

いくつかの実装形態では、アンダーサンプリング周波数は、フィルタリングされた信号の帯域幅の2倍より高い。いくつかの実装形態では、デバイスはさらにコントローラを含む。いくつかのそのような実装形態では、フィルタは、固定された通過帯域を有するバンドパスフィルタを含み、コントローラは、中間周波数がバンドパスフィルタの固定された通過帯域の中心周波数と実質的に等しくなるように、ミキシング信号のミキシング周波数を設定する。いくつかの実装形態では、中間周波数は変調信号の周波数より高い。いくつかの実装形態では、コントローラはまた、搬送波周波数を設定するように動作可能である。いくつかの実装形態では、フィルタはパッシブフィルタを含む。いくつかの実装形態では、ミキサはスイッチングデバイスを含む。いくつかの実装形態では、スイッチングデバイスは、単極、単投(SPST)スイッチまたは単極、双投(SPDT)スイッチを含む。いくつかの実装形態では、ミキシング信号は方形波信号である。

本開示において説明される主題の別の態様は、振幅変調された信号からデータを復元するための方法において実装され得る。方法は、搬送波周波数を有する振幅変調された信号を検知するステップを含む。方法はまた、振幅変調された信号を、ミキシング周波数を有するミキシング信号と混合して、搬送波周波数より低い中間周波数を有する、周波数下方シフトされた信号を提供するステップを含む。方法は加えて、周波数下方シフトされた信号をフィルタリングして、フィルタリングされた信号を提供するステップを含む。方法はさらに、フィルタリングされた信号をアンダーサンプリング周波数においてアンダーサンプリングしてデジタル信号を提供するステップを含み、このデジタル信号は変調信号を表すものである。

いくつかの実装形態では、方法はさらに、搬送波周波数において励振信号を生成するステップと、励振信号を生物体に与えるステップとを含む。いくつかのそのような実装形態では、振幅変調された信号は、励振信号に対する生物体の応答を表すものである。いくつかのそのような実装形態では、変調信号は生物体のインピーダンスを表すものである。いくつかのそのような実装形態では、搬送波周波数は約1MHz以上である。いくつかのそのような実装形態では、励振信号は電流信号を含み、振幅変調された信号は、インピーダンスに基づく励振信号に対する生物体の電圧応答を表す電圧信号を含む。

本開示において説明される主題の1つまたは複数の実装形態の詳細が、添付の図面および以下の説明において記載される。他の特徴、態様および利点は、説明、図面および特許請求の範囲から明らかになろう。以下の図の相対寸法は、一定の縮尺で描かれてはいない場合があることに留意されたい。

いくつかの実装形態による、例示的な生体インピーダンスセンサの回路図である。 励振周波数f_Excitを有する架空の励振信号I_Excitの時間領域の表現を示す図である。 励振周波数f_Excitを同様に有する架空の電圧応答信号V_Modの例示的な時間領域の表現を示す図である。 図2Bの電圧応答信号V_Modの波形の包絡線の表現を示す図である。 動脈拡張信号の例を示す図である。 20MHzの励振周波数f_Excitを有する例示的な励振信号I_Excitの時間領域の表現を示す図である。 16MHzのスイッチング周波数f_Switchを有する例示的な方形波ミキシング信号V_Mixの時間領域の表現を示す図である。 4MHzの中間周波数f_Intを有する例示的な周波数下方シフトされた信号V_Intの時間領域の表現を示す図である。 4MHzの中間周波数f_Intを有する例示的なフィルタリングされた信号V_Filterの時間領域の表現を示す図である。 図4Aの例示的な励振信号I_Excitの周波数領域の表現を示す図である。 図4Bの例示的な方形波ミキシング信号V_Mixの周波数領域の表現を示す図である。 図4Cの例示的な周波数下方シフトされた信号V_Intの周波数領域の表現を示す図である。 図4Dの例示的なフィルタリングされた信号V_Filterの周波数領域の表現を示す図である。 図1の生体インピーダンスセンサのシミュレーションを使用して得られる再構築された動脈拡張信号640の時間領域の表現を示す図である。 いくつかの実装形態による、振幅変調された信号を復調するための例示的なプロセスフローのフローチャートである。 図1の生体インピーダンスセンサを含むデバイスのシステム図である。

様々な図面における同様の参照番号および名称は、同様の要素を示す。

以下の説明は、本開示の様々な態様を説明する目的で特定の実装形態を対象としている。しかしながら、本明細書における教示が、数多くの異なる方法において適用され得ることを当業者は容易に認識されよう。説明される実装形態は、電気信号を受信し、受信された信号に対して信号処理を実行することが可能な、任意のデバイス、装置、またはシステムにおいて実装され得る。本開示において提供される概念および例の一部は特に、生体インピーダンス検知の用途に適用可能である。しかしながら、一部の実装形態は、他のタイプの生体検知の用途にも適用可能であり得る。したがって、これらの教示は、単に図に示されている実装形態に限定されることは意図されておらず、代わりに、当業者には容易に明らかであるように、広い適用可能性を有している。

本明細書において使用される接続詞「または」は、別段示されない限り、適切であれば包含的な意味であることが意図されており、すなわち、「A、B、またはC」という句は、A、B、C、AおよびB、BおよびC、AおよびC、ならびにA、B、およびCの可能性を含むことが意図されている。加えて、項目の列挙「のうちの少なくとも1つ」に言及する句は、単一のメンバーを含めて、それらの項目の任意の組合せを指す。例として、「A、B、またはCのうちの少なくとも1つ」は、A、B、C、A-B、A-C、B-C、およびA-B-Cを包含することが意図されている。

様々な実装形態は全般に、インピーダンス検知の用途で使用するための信号処理回路に関する。より具体的には、いくつかの実装形態は、生体インピーダンスセンサのための、低電力で装着可能である堅牢な信号処理回路に関する。いくつかの実装形態はまた、生物体に励振信号を通した後で検出される電圧応答信号をアンダーサンプリングするように動作可能な、信号処理回路に関する。いくつかの実装形態はまた、検出された電圧応答信号の周波数を搬送波周波数から中間周波数へと下方シフトするように動作可能なミキサを含む、信号処理回路に関する。いくつかの実装形態では、そのような周波数を下方シフトする能力により、信号処理回路は、バンドパスフィルタの中心周波数にその中間周波数を置くことが可能になる。いくつかの実装形態では、そのような周波数の下方シフトは、あらゆる励振信号周波数の使用を可能にする。実際には、いくつかの実装形態はより具体的には、高励振周波数の生体インピーダンスセンサに関する。いくつかの実装形態はまた、複数の励振周波数を生成することが可能な広帯域の生体インピーダンスセンサに関する。

本開示において説明される主題の特定の実装形態は、以下の潜在的な利点のうちの1つまたは複数を実現するために実装され得る。本明細書において説明される生体インピーダンスセンサのいくつかの実装形態は、比較的少量の電力を消費するように設計され、継続的な装着と、関心のある生体の特質、特性、または信号を長期間にわたって(たとえば、数日、数週間、または1ヶ月以上ですら)再充電または他の中断を伴うことなく監視することとを可能にする。本明細書において説明される生体インピーダンスセンサのいくつかの実装形態は、寸法が小さくなるように、また、装着可能であり、非侵襲的であり、かつ歩行とともに使用するのに制約がないようにユーザに結合され得るハウジングの中に、設計される。そのようなデバイスは、ユーザの日常的な活動または他の望まれる活動と干渉しないだけではなく、そのような干渉がないことにより継続的な装着も促す。

本明細書において説明される生体インピーダンスセンサは一般に、様々な生体の特質、特性、または信号(以後集合的に「特性」と呼ばれる)の1つまたは複数を測定するように動作可能であり得る。様々な適用例において、そのような特性は、周期的な時間的に変化する特性、非周期的な時間的に変化する特性、ならびに経時的に比較的一定である特性を含み得る。いくつかの実装形態は特に、心拍数、血圧、心拍波形、および心拍波の速度などの、多数の循環器の特性のうちの1つまたは複数を測定する(本明細書では「検知する」、「検出する」、「監視する」、または「決定する」とも呼ばれる)ことに適用可能である。一般に、血液、皮膚、筋肉、脂肪、腱、靭帯、骨、およびリンパなどの様々な組織は、異なるインピーダンス特性を有する。加えて、血液などの一部の組織のインピーダンス特性は、短期の期間と長期の期間の両方にわたって、周期的にまたは非周期的に変化し得る。関心のある領域の組織の異なるインピーダンス特性が、関心のある生体特性を測定するために、本明細書において説明される生体インピーダンスセンサおよび信号処理回路によって利用され得る。

電気インピーダンス(通常はZという記号で書かれる)は一般に、印加された電圧に応答する電流に対する媒体の抵抗の尺度として定義され得る。背景として、媒体のインピーダンスは一般に複素数であり、すなわち、インピーダンスは実部と虚部の両方を含む。インピーダンスの実部は電気抵抗(R)と呼ばれ、一方で虚部はリアクタンス(X)と呼ばれる。媒体のインピーダンスに対するリアクタンスの寄与は、交流(AC)電場の存在下での媒体の誘導性および容量性の特質から生じる。同様に背景として、媒体のアドミッタンス(Y)は媒体のインピーダンスの逆数として定義される。したがって、アドミッタンスも、コンダクタンス(G)と呼ばれる実部と、サセプタンス(B)と呼ばれる虚部とを含む、複素数である。リアクタンスの場合のように、媒体のアドミッタンスに対するサセプタンスの寄与は、AC電場の存在下での媒体の誘導性および容量性の特質から生じる。媒体のサセプタンスはまた、媒体の誘電率(ε)に直接関連があり、誘電率は電場に抵抗する媒体の能力として特徴付けられ得る。

いくつかの実装形態では、たとえば、血圧、心拍数、または他の循環器の特性を測定するとき、動脈の動的な特質が特に関心の対象である。いくつかのより特定の用途では、ユーザの心拍と同期する動脈の断面積の上下する変化が特に関心の対象である。動脈の中の血液は、周辺のまたは周囲の皮膚、筋肉、脂肪、腱、靭帯、骨、リンパ、もしくは他の組織よりも、高い導電率(および一般的にはより高いアドミッタンス)を有する。血液のサセプタンス(およびしたがって誘電率)も、他のタイプの周囲または近くの組織のサセプタンス(および誘電率)とは異なる。左心室が血液を動脈へと送り出す循環器の周期の部分(「心室収縮期」)の間、動脈の血圧は(最大の「収縮期血圧」へと)上昇し、動脈の断面積の拡大をもたらす。動脈の中の血液の増加の結果として、関心のある領域の導電率(およびより一般的にはアドミッタンス)が上昇する(かつそれに対応して、インピーダンスが低下する)。同様に、左心室が弛緩して血液を満たしている循環器の周期の部分(「心室拡張期」)の間、動脈の血圧は(最低の「拡張期血圧」へと)低下し、動脈の断面積の縮小をもたらす。動脈の中の血液の減少の結果として、関心のある領域の抵抗(およびより一般的にはインピーダンス)が上昇する(かつそれに対応して、アドミッタンスが低下する)。

本明細書において説明される生体インピーダンスセンサは一般に、2つ以上の入力電極を介して電気励振信号を関心のある領域に加え、2つ以上の出力電極を介して1つの出力信号(または複数の出力信号)を検出することによって、機能する。上で説明されたように、循環器の用途では特に、関心のある領域は一般に多数の動脈を含む。本明細書において説明されるいくつかのより特定の実装形態では、電気励振信号は、入力電極を介して関心のある領域へと注入される電流信号である。いくつかのそのような実装形態では、出力信号は、印加される励振信号に対する、関心のある領域の組織の電圧応答を表す電圧信号である。検出された電圧応答信号は、注入された励振電流信号が通る様々な組織の異なる電気的特質、いくつかの事例では時間的に変化する電気的特質により、影響される。生体インピーダンスセンサが、血圧、心拍数、または他の循環器の特性を監視するように動作可能であるいくつかの実装形態では、検出される電圧応答信号は、上で説明されたようにユーザの心拍と同期して変動する、下にある動脈の時間的に変化するインピーダンスによって振幅変調および位相変調される。

加えて、関心のある領域の動脈(または他の組織)の時間的に変化する導電率が通常は、検出される電圧信号の振幅変調において主要な役割を占めるが、動脈(および他の組織)の時間的に変化する誘電率も、振幅変調において小さくない役割を果たし得る。これは一般に、血液を含めてこれらの組織が一般に抵抗性かつ容量性の特質を有するからである(一部の組織は誘導性の特質も有し得るが、そのような誘導性の特質は通常、変調に対して無視できる影響しかない)。加えて、下にある動脈の誘電率もユーザの心拍と同期して変化し得るので、(励振信号に対する検出された電圧応答信号の相対的な位相シフトにより観察され得るように)検出される電圧応答信号も下にある動脈の誘電率に基づいて位相変調され得る。検出される電圧応答信号の振幅変調および位相変調の特性は、ユーザの心拍数、収縮期および拡張期の血圧、またはユーザの他の循環器の特性を経時的に示すものを提供するために処理され得る。

いくつかの適用例では、誘電率および導電率が所与の組織のインピーダンスに影響する際の役割は一般に、励振信号の周波数にも依存する。したがって、様々な実装形態において、励振信号の周波数は、関心のある領域の組織の電気的特質に基づいて選択される。たとえば、いくつかの循環器への適用例では、励振周波数は、動脈の中の血液による十分な振幅変調を提供するように選択される。いくつかのそのような実装形態では、励振周波数はまた、たとえば皮膚、脂肪、リンパ、筋肉、腱、靭帯、および骨などの、関心のある領域の他の組織により引き起こされる干渉またはノイズを最小にするように選択され得る。

上で説明されたように、検出される電圧信号は、印加される励振信号に対する、関心のある領域の組織の電圧応答を表すものである。結果として、検出される電圧応答信号は、関心のある領域の生体組織によって振幅変調された、かつ一般には位相変調もされた、(励振周波数における)励振周波数成分を含む。様々な生体特性を決定するために、検出される電圧応答信号の中の情報は一般に、励振周波数成分から復調される。生体インピーダンス検知デバイスの一部の既存の信号処理回路は、検出された電圧応答信号を復調するためにアナログ復調器を利用する。一部のそのようなアナログ復調器は、アナログ乗算器などのアナログミキサを利用して、検出された電圧応答信号を、励振信号と位相が揃っている第1の信号(通常は「Iチャネル」と呼ばれる)および励振信号と位相が直交している第2の信号(通常は「Qチャネル」と呼ばれる)という2つの他の信号と混合する。しかしながら、そのようなアナログ乗算器またはミキサは、大きな電力を消費するデバイスであるので、一般に長期間装着可能な用途には適しておらず、または望ましくない。

一部の他の生体インピーダンスセンサは、そのようなアナログ乗算器またはミキサを避け、代わりにデジタルミキシングを利用する。しかしながら、デジタルミキシングを利用する既存の生体インピーダンスセンサでは、検出される信号は、エイリアシングを避けるためにナイキストのサンプリング基準を満たすように、非常に高いサンプリング周波数でサンプリングされなければならない。ナイキストのサンプリング基準は、検出される信号がサンプリングされるサンプリング周波数f_Sが、検出される信号の中の最高の周波数の2倍より大きいことを要求する。しかし、従来は、高周波のサンプリングは、高いサンプリング周波数において必要とされる精度を得るために、高速で高分解能のアナログデジタルコンバータ(ADC)を必要とする。高速で高分解能のADCは比較的高価であり、また大きな電力を消費するデバイスでもあるので、長期間装着可能な用途には適さない、または望ましくないものになる。加えて、周波数が0の搬送波信号への周波数の下方シフトが適用される場合、IチャネルとQチャネルの両方も必要とされる。そのようなセンサはまた、ピンク(1/f)ノイズの影響を、またドリフトの影響も受けやすいことが知られている。

一部の他の生体インピーダンスセンサはアンダーサンプリングを利用する。アンダーサンプリングは本質的にナイキストのサンプリング基準を満たさないが、アンダーサンプリングはそれでも、サンプリング周波数がシャノンのサンプリング基準を満たしてれば、検出された信号の再構築を可能にする。シャノンのサンプリング基準は、サンプリング周波数f_Sがサンプリングされた信号の帯域幅BWの2倍より高いことを要求する(f_S>2BW)。通常、そのようなデバイスは、幅2BWの帯域の外側での信号のエイリアシングを避けるために、検出された信号がADCによりサンプリングされる前に検出された信号をフィルタリングするために、非常に狭いバンドパスフィルタを必要とする。たとえば、このバンドパスフィルタは、サンプリング周波数f_Sを超える周波数成分をフィルタリングしなければならない。しかしながら、そのような既存のアンダーサンプリングデバイスは、DCオフセットおよびドリフトの影響も受けやすく、これはデバイスを動作不可能または無力にし得る。たとえば、DCオフセットおよびドリフトにより、検出されたアナログ信号の周波数がバンドパスフィルタの通過帯域の外側に出て、フィルタリングされるべき望ましくない周波数成分(エイリアスなど)が通過帯域の中に入ることがある。アンダーサンプリングを利用する一部の生体インピーダンスセンサは、狭いバンドパスフィルタの中心周波数を調整することによって、そのようなDCオフセットおよびドリフトのアーティファクトに対応することを試みる。しかしながら、調整可能な狭いバンドパスフィルタは設計するのが難しい。さらに、調整可能な狭いバンドパスフィルタは通常、アナログフィルタを用いて実装される。そのようなアナログフィルタは、大きな電力を消費するデバイスであり、一般に長期間装着可能な用途には適さない、または望ましくないものになる。追加で、または代替でデジタルフィルタリングが利用されることがあるが、デジタルフィルタリングは一般に、比較的強力なプロセッサを必要とする。そのようなプロセッサも、かなりの電力を消費する。加えて、(いくつかの生体特性の測定に対して必要である、または望ましい)広帯域の多周波数による励振の適用例では、異なる励振周波数が同時に存在するにしても、または交互に存在するにしても、問題は悪化する。そのような適用例は一般に、異なる中心周波数を有する複数の調整可能な狭いバンドパスフィルタを必要とする。

前述の例から明らかなように、既存の設計は、ユーザにより真にかつ現実的に装着可能である生体インピーダンスセンサをまだ実現していない。上で説明されたように、関心のある生体特性の信頼性があり正確な測定結果を得るために一部の既存の生体インピーダンスセンサにおいて必要とされる高いアナログ対デジタルの分解能は、これまで、長期間装着可能なデバイスに対して許容可能であるものよりも大きな電力消費を必要としてきた。加えて、関心のある様々な生体特性の信頼性があり正確な測定結果を得るために必要なまたは望ましい広帯域のフレキシビリティも、長期間装着可能なデバイスにおいて達成可能ではなかった。

本明細書において説明される様々な実装形態は全般に、低電力で装着可能な生体インピーダンスセンサ(「検知デバイス」とも本明細書では呼ばれる)において使用するための信号処理回路に関する。いくつかの実装形態では、信号処理回路は、関心のあるデータの完全な復元(または「再構築」)を可能にしながら検出された電圧応答信号をアンダーサンプリングするように動作可能である。いくつかの実装形態では、信号処理回路は、検出された電圧応答信号の搬送波周波数を励振周波数から中間周波数へと下方シフトするように動作可能なミキサを含む。いくつかの実装形態では、そのような周波数を下方シフトする能力により、信号処理回路は、固定された通過帯域を有するバンドパスフィルタの中心周波数に電圧応答信号の周波数を置くことが可能になる。これは、調整可能なバンドパスフィルタの中心周波数が検出された電圧応答信号の搬送波周波数に対応するように調整される設計とは対照的である。有利なことに、周波数の下方シフトは、実質的にあらゆる望ましい励振信号周波数の使用、ならびに広帯域の用途のための複数の励振周波数の使用を可能にする。

いくつかの実装形態では、信号処理回路は、循環器の特性の中でもとりわけ、ユーザの心拍数、血圧、心拍波形、および心拍波の速度を監視するように適合され動作可能であり得る。加えて、または代わりに、信号処理回路は、たとえば体水分率または組織組成などの他の生体特性を決定するように、またはそれらを決定するのに使用可能なデータを提供するように、適合され動作可能であり得る。いくつかの実装形態では、信号処理回路は加えて、または代わりに、活動データ、たとえばユーザの動きを示すデータ(たとえば、運動の間の、ならびにユーザの毎日のまたは毎週の生活習慣の間の)を監視するように、適合され動作可能であり得る。信号処理回路はまた、様々な医療撮像への適用を容易にするために使用され得る。これらのおよび他の目標を達成するために、生体インピーダンスセンサおよびその中の信号処理回路は、高い励振周波数(たとえば、最大で1MHzまたはそれを超える、およびいくつかの適用例では、最大で20MHzまたはそれを超える)の使用を可能にしながら、低電力の消費のために設計される。信号処理回路はまた、様々な関心のある生体特性の正確かつ信頼性のある測定および処理に必要とされる、または望ましい広帯域のフレキシビリティを有するように設計される。

いくつかの実装形態では、生体インピーダンスセンサおよびその中の信号処理回路は、装着可能なハウジングに組み込まれる。いくつかの特定の実装形態では、装着可能なハウジングは、ユーザへの取り外し可能な取り付けのための物理的な結合機構を含む(またはそれに接続される)。ハウジングは、射出成形および真空成形を含む様々な適切な製造プロセスのいずれかを使用して形成され得る。加えて、ハウジングは、プラスチック、金属、ガラス、ゴム、およびセラミック、またはこれらの組合せもしくは他の材料を含むが限定はされない、様々な適切な材料のいずれから作られ得る。特定の実装形態では、ハウジングおよび結合機構は、完全に歩行とともに使用することを可能にする。言い換えると、装着可能な生体インピーダンスセンサは、非侵襲的でありかつ物理的に阻害するものではない。したがって、生体インピーダンスセンサは、関心のある1つまたは複数の生体特性のより良好な経時的な描写を、および一般的にはユーザの健康のより良好な描写を得るための、長期間の装着およびそのような特性の監視(たとえば、中断することなく数日、数週間、または1ヶ月以上にわたる)を可能にする。

図1は、いくつかの実装形態による、例示的な生体インピーダンスセンサ100の回路図を示す。生体インピーダンスセンサ100は、励振回路102および信号処理回路104を含む。励振回路102は、調整可能な励振周波数f_Excitを有する電気励振信号I_Excitを生成するための励振信号生成器106を含む。上で説明されたように、いくつかの実装形態では、励振信号生成器106は、関心のある生体特性に応じて、異なる励振周波数において複数の励振信号を同時にまたは交互に生成することができる。図示される実装形態では、励振信号生成器106は、電流信号の形態で、およびより具体的には、高周波(RF)交流(AC)信号の形態で励振信号I_Excitを提供する、電流源として機能する。いくつかの実装形態では、励振信号生成器106は、複数のMOSFETまたはバイポーラ接合トランジスタ、ならびに増幅器などの他の回路構成要素からなる、電流ミラーを含み得る。

励振信号I_Excitは、生物体108と接触している一対の入力電極110を介して、生物体108の関心のある領域に注入される(または「提供される」)。図示される例では、生物体108は人の指であり、生体インピーダンスセンサ100は、人の指の一部分に接して、もしくはその周りに配置され、または別様にそれと結合される。注入される励振信号I_Excitは、シングルエンド信号または差動信号であり得る。生体インピーダンスセンサ100はまた、生物体108の関心のある領域と接触している一対の出力電極112を含む。出力電極112は、振幅変調および位相変調された電圧応答信号V_Modを検知するように動作可能である。電圧応答信号V_Modは、関心のある領域の組織の異なるインピーダンス、およびいくつかの事例では時間的に変化するインピーダンスの影響に起因する、関心のあるデータを含む。

入力電極110および出力電極112はそれぞれ、図1では生物体108の対向する側に配置されるが、いくつかの他の実装形態では、入力電極110および出力電極112は、生物体108の関心のある領域の表面上で互いに近接して、または隣り合って配置され得る。いくつかの特定の実装形態では、2つの入力電極110および2つの出力電極112は、四極構成で並べられる。一般に、入力電極110および出力電極112は、生物体108の関心のある任意の望まれる領域と接触して配置され得る。たとえば、いくつかの他の実装形態では、生体インピーダンスセンサ100および入力電極110および出力電極112は、それぞれ、ユーザの手首の周りに配置され得る。いくつかのそのような実装形態では、生体インピーダンスセンサは、生体インピーダンスセンサを所定の位置に保つために、および具体的には、入力電極110および出力電極112がユーザの皮膚と接触するように、手首の周りでつながる紐または帯を有する腕時計またはリストバンドに似たハウジングに収容され得る。いくつかの他の実装形態では、生体インピーダンスセンサ100は同様に、紐または帯を使用して、前腕、上腕、足首、下腿、上腿、または胴体の周り(たとえば、ユーザの胸および上背の周り)に配置され得る。いくつかの他の実装形態では、生体インピーダンスセンサ100は、紐または帯を使用せずにユーザの関心のある領域に配置され得る。たとえば、生体インピーダンスセンサ100は、接着剤または他の適切な取り付け機構を使用して、ユーザの関心のある領域の皮膚に固定されるハウジングに収容され得る。

加えて、図1に関して説明される実装形態は2つの入力電極110および2つの出力電極112を含むが、いくつかの他の実装形態では、生体インピーダンスセンサ100は、任意の望ましい数の入力電極110および任意の望ましい数の出力電極112を含み得る。電極の2つの集合は同一であることも異なることもあるが、いくつかの実装形態では、1つまたは複数の電極を共通に有することがある。たとえば、生体インピーダンスセンサ100は、励振信号I_Excitを注入するための単一の専用入力電極110、振幅変調および位相変調された電圧応答信号V_Modを検出するための単一の専用出力電極112、ならびに共有される共通の電極(たとえば、共有されるグラウンド電極)を含み得る。他の実装形態では、2つ(またはそれより多く)の入力電極110および2つ(またはそれより多く)の出力電極112を含むことが有利であり得る。2つ以上の入力電極110および2つ以上の出力電極を使用することで、関心のある測定領域をより厳密に限定することができるので、単一の入力電極および単一の出力電極のみが使用される構成と比較して、より大きな振幅の電圧応答信号V_Modが得られる。2つ以上の入力電極110および2つ以上の出力電極112を使用することはまた、単一の入力電極および単一の出力電極の(または「二極の」)構成と比較して、他の組織からの干渉を減らす。

上で説明されたように、検出される電圧応答信号V_Modは、印加される励振信号に対する、関心のある領域の組織の電圧応答を表すものである。結果として、検出された電圧応答信号V_Modは、関心のある生体特性を決定する際に使用されるべきデータを含む。このデータは、関心のある領域の生体組織の時間的に変化するインピーダンスによって引き起こされる検出された電圧応答信号V_Modの振幅変調の形態で、およびいくつかの事例では位相変調の形態で、励振周波数f_Excitにおいて「搬送される」。電圧応答信号V_Modの波形の包絡線を決定するのは振幅変調である。

いくつかの実装形態では、「変調信号」という用語は、時間的に変化するインピーダンス、たとえば生物体108の時間的に変化するインピーダンスを表す信号を指す。そのような実装形態では、検出される電圧応答信号V_Modにおいて観察される振幅変調および位相変調の物理的な原因であるのは、時間的に変化するインピーダンスである。いくつかの実装形態では、信号処理回路104によって再構築され得るのは変調信号である。いくつかの適用例では、変調信号は生体信号を示すものである。たとえば、動脈拡張信号の場合、心拍と同期する時間的に変化する動脈拡張が時間的に変化するインピーダンスの物理的な原因であることがあり、そのような場合、変調信号は、動脈拡張信号を表すものであることがあり、心拍の周波数に等しい変調周波数を有することがある。この例について続けると、関心のある生体特性は、動脈拡張信号自体、または、たとえば他の特性の中でもとりわけ心拍数および血圧などの、動脈拡張信号から抽出され得る様々な特質もしくはデータを含み得る。しかしながら、「信号」という用語は、すべての実装形態において周期的な時間的に変化するデータに限定されないと理解されるべきである。むしろ、信号という用語は、非周期的な時間的に変化するデータ、ならびに経時的に比較的一定なままであるデータを含むように、包含的に適用される。

教育的な目的で、図2Aは、励振周波数f_Excitを有する架空の励振信号I_Excit230の時間領域の表現を示す。図2Bは、励振周波数f_Excitを同様に有する架空の電圧応答信号V_Mod232の例示的な時間領域の表現を示す。図2Bに示されるように、電圧応答信号V_Modは、励振信号I_Excit230が与えられる媒体によって振幅変調される。振幅変調が電圧応答信号V_Modの波形の包絡線を画定する。図2Cは、図2Bの電圧応答信号V_Modの波形の包絡線234の表現を示す。示される教育的な例では、振幅変調、したがって波形の包絡線234は周期的である。しかしながら、振幅変調が周期的でなければならないという要件はない。明確にするために、図2A～図2Cでは、示される信号および周波数は本質的に教育的であり、振幅変調の概念を図示するために使用され、本明細書において説明される生体インピーダンスセンサの実際の実装形態において使用される信号および周波数を限定するために使用されるのではない。

生体インピーダンスセンサ100が血圧または心拍数を決定する際に使用するために動作可能な実装形態では、ユーザの心拍と同期して変動する動脈の断面積によって引き起こされる時間的に変化するインピーダンス(「動脈拡張信号」)が、特に関心の対象であり得る。図3は、動脈拡張信号336の例を示す。水平軸は秒で測られる。垂直軸(振幅)は正規化された抵抗の単位(たとえば、ミリオーム)で測られる。

図1の信号処理回路104を説明する際、図4A～図4Dに示される例示的な信号および図5A～図5Dに示されるそれぞれの周波数応答に対する参照が行われる。しかしながら、図4A～図4Dおよび図5A～図5Dを参照して示され説明される信号および周波数は、開示される実装形態に適用可能な信号または周波数を限定するものと解釈されるべきではない。図4Aは、20MHzの励振周波数f_Excitを有する例示的な励振信号I_Excitの時間領域の表現を示す。図5Aは、図4Aの例示的な励振信号I_Excitの周波数領域の表現を示す。図5Aに示されるように、励振信号I_Excitの電力は、20MHzの励振周波数f_Excitに集中している。

上で説明されたように、入力電極110は、生物体108へと励振信号I_Excitを注入するように配置される。出力電極112は、得られた振幅変調された電圧応答信号V_Modを検出するように配置される。出力電極112によって検出された電圧応答信号V_Modは、信号処理回路104によって受信される。差動信号の実装形態では、電圧応答信号V_Modは、一対の出力電極112の第1の電極により検出される第1の成分と、一対の出力電極の第2の電極により検出される第2の成分とを含む。たとえば、電圧応答信号V_Modの第1の成分は電圧応答信号V_Modの正の成分(V_Mod+)であることがあり、電圧応答信号V_Modの第2の成分は電圧応答信号V_Modの負の成分(V_Mod-)であることがある。出力電極112により検出される電圧応答信号V_Modの第1および第2の成分は、検知回路114に入力される。シングルエンド信号の実装形態では、出力電極112のうちの1つが接地され、または別様に共通の電圧にあり、一方で出力電極のうちの第2の電極が電圧応答信号V_Modを受け取る。

図示される実装形態では、検知回路114は増幅器を含む(以後検知回路114は一般に「増幅器114」とも呼ばれる)。出力電極112のうちの第1の電極により受け取られる電圧信号V_Modの第1の成分(V_Mod+)は、増幅器114の第1の(「正の」)入力に入力される。出力電極112のうちの第2の電極により受け取られる電圧信号V_Modの第2の成分(V_Mod-)は、増幅器114の第2の(「負の」)入力に入力される。増幅器114は、電圧信号V_Modの第1の成分と第2の成分との差分を検出し増幅して、検知された信号V_Senseを与える。いくつかの特定の実装形態では、増幅器114は計測増幅器(IA)である。IAは、たとえば1つの入力バッファ増幅器が差動増幅器への2つの入力の各々をバッファリングするためのものである、複数の入力バッファ増幅器を一般に含むある種の差動増幅器である。IAを増幅器114として使用することは有利であることがあり、それは、たとえば、入力バッファ増幅器が入力インピーダンス整合の必要をなくし得るから、ならびに、IAが特性上、少ないDCオフセット、少ないドリフト、少ないノイズ、高いオープンループ利得、高い同相信号除去比、および高い入力インピーダンスを有するからである。したがって、IAは高い精度と安定性をもたらす。増幅器114がIAであるいくつかの実装形態では、IAは3つの演算増幅器(オペアンプ)を含み、1つのオペアンプは入力バッファの各々を実装するためのものであり、1つのオペアンプは入力バッファにより作り出される複数の信号の間の差分を検知し増幅して検知された信号V_Senseを作り出すためのものである。いくつかの他の実装形態では、増幅器114は別のタイプの差動増幅器、1つまたは複数のオペアンプの別の組合せ、または別の適切な検知回路もしくはデバイスであり得る。

検知された信号V_Senseは次いで、ミキサ116を通って処理される。ミキサ116は、コントローラ118により、およびいくつかの特定の実装形態では、フィールドプログラマブルゲートアレイ(FPGA)またはマイクロコントローラなどの低電力コントローラにより、制御され得る。いくつかの実装形態では、同じコントローラ118が、励振回路102を制御するために、および具体的には、励振信号I_Excitの励振周波数(または複数の周波数)f_Excitを制御または調整するためにも使用され得る。様々な実装形態において、ミキサ116は、検知された信号V_Senseの搬送波周波数を、励振周波数f_Excitから励振周波数f_Excitより低い中間周波数f_Intへと下方シフトするように機能する。検知された信号V_Senseの振幅変調が周期的または準周期的である実装形態または適用例では、中間周波数f_Intは励振周波数f_Excitと振幅変調の周波数(たとえば、循環器の適用例における動脈拡張信号などの変調信号の変調周波数)との間の周波数であり得る。ミキサ116の出力は、中間周波数f_Intを有する周波数下方シフトされた信号V_Intである。以下で説明されるように、下方シフトされた信号はV_Intまた、中間周波数f_Intの鏡像高調波を含み得る。しかしとりわけ、周波数下方シフトされた信号V_Intはそれでも、振幅変調および位相変調の形態で関心のあるデータを搬送する。

いくつかの実装形態では、ミキサ116は、ハイとロー、オンとオフ、または、コントローラ118によって制御されるような反転と非反転を切り替えるスイッチング回路を用いて実装され得る。ミキサ116がスイッチング回路として実装されるいくつかの実装形態では、ミキサ116は、発振周波数f_Oscにおいてコントローラ118から出力される発振器信号V_Oscに基づいて、ハイからローに切り替える。たとえば、コントローラ118は、発振周波数f_Oscにおいて発振器信号V_Oscを生成する電圧制御発振器(VCO:voltage-controlled oscillator)回路などの周波数生成器を含み得る。いくつかのそのような実装形態では、発振信号に基づいてスイッチング回路によって作り出されるミキシング信号V_Mixは、発振周波数f_Oscに等しいミキシング周波数(本明細書では「スイッチング周波数f_Switch」とも呼ばれる)における方形波信号であり得る。そのような例示的なスイッチング回路の実装形態では、ミキサ116は、ミキシング信号がハイであるときには検知された信号V_Sense(またはそれらの複数)を通し、ミキシング信号がローであるときにはローの値(たとえば、基準電圧またはグラウンド)を出力する。図4Bは、16MHzのスイッチング周波数f_Switchを有する例示的な方形波ミキシング信号V_Mixの時間領域の表現を示す。図5Bは、図4Bの例示的な方形波ミキシング信号V_Mixの周波数領域の表現を示す。図5Bに示されるように、ミキシング信号V_Mixの電力は、16MHzのスイッチング周波数f_Switchに集中している。

いくつかの実装形態では、ミキサ116は、単極、単投(SPST)スイッチまたは単極、双投(SPDT)スイッチを使用して実装され得る。そのようなスイッチは、マイクロワット(μW)のオーダーの最大電力消費量、すなわち従来のアナログミキサより4、5桁小さいオーダーの電力消費量を有し得る。ミキサ116がSPDTスイッチを含む実装形態では、ミキサ116は反転増幅器および加算増幅器も含み得る。SPDTスイッチの使用により、使用しなければ周波数下方シフトされた信号V_Intに現れ得るあらゆるDC成分を除去することができる。いくつかの他の実装形態では、ミキサ116は、特殊なSPDTスイッチと見なされ得る、ダイオードベースのリングミキサなどのリングミキサを使用して実装され得る。いくつかの他の実装形態では、ミキサ116は、1つまたは複数のMOSFETなどの1つまたは複数の高速トランジスタを使用して実装され得る。

いくつかの他の実装形態では、ミキサ116はアナログスイッチであり得る。いくつかのそのような実装形態では、アナログスイッチは一対のMOSFETトランジスタとしてCMOSにおいて実装されることがあり、一方はNチャネルMOSFETであり、他方はPチャネルMOSFETである。他の実装形態では、ミキサ116は、乗算器または乗算ミキサを使用して実装され得る。しかしながら、そのような乗算器および乗算ミキサは一般に、上で説明されたSPST、SPDT、またはダイオードベースのリングミキサスイッチなどのスイッチの低電力消費を達成できないので、長期間装着可能な検知デバイスにおいてはあまり望ましくないことがある。加えて、いくつかの他の実装形態では、ミキシング信号V_Mixは方形波信号ではない。たとえば、ミキサ116が二乗検波デバイスとして実装される場合、ミキシング信号V_Mixは有利には正弦波信号であり得る。しかしながら、やはり、そのような二乗検波デバイスは一般に、長期間装着可能な検知デバイスにおいて望ましい、または適した低電力消費を達成できない。

上で説明されたように、ミキサ116の出力は、中間周波数f_Intを有する周波数下方シフトされた信号V_Intである。いくつかのそのような実装形態では、ミキサ116は、検知された信号V_Senseをミキシング信号V_Mixと乗算して周波数下方シフトされた信号V_Intを生成する乗算器として機能する。数学的には、ミキサ116による乗算は、2つの信号V_SenseとV_Mixの周波数応答の畳み込みに相当する。検知された信号V_Senseが正弦波であり、ミキシング信号V_Mixが方形波であると仮定すると、ミキサ116の出力、すなわち周波数下方シフトされた信号V_Intは、以下の式(1)から決定され得る。

ここでVは検知された信号V_Senseの振幅であり、tは時間を表す。とりわけ、任意の励振周波数(または複数の周波数)が励振信号I_Excitから選択されることが可能であり、それは、スイッチング周波数f_Switchが、下方シフトされた信号V_Intの望まれる中間周波数f_Intを得るためにコントローラ118によって調整され得るからである。式(1)はアンバランスドミキサに対して汎用的であることにも留意されたい。バランスドミキサがミキサ116を実装するために使用される場合、(励振周波数f_Excitにおいて発振する)2番目の項は消える。

周波数領域において、ミキサ116は2つのヘテロダイン周波数を出力し、これらのうちの第1の周波数は、励振周波数f_Excitとミキシング信号V_Mixのスイッチング周波数f_Switchとの差分に等しい。中間周波数f_Intと本明細書において呼ばれるのは、この第1のヘテロダインである。ミキサ116から出力される第2のヘテロダインは、励振周波数f_Excitとスイッチング周波数f_Switchの合計に等しい。たとえば、励振周波数f_Excitが図4Aおよび図5Aのように20MHzであり、スイッチング周波数f_Switchが図4Bおよび図5Bのように16MHzである場合、(ミキサ116が理想的なミキサであると仮定すると)中間周波数f_Int(第1のヘテロダイン)は4MHzに等しく、一方で第2のヘテロダインは36MHzに等しい。

図4Cは、4MHzの中間周波数f_Intを有する例示的な周波数下方シフトされた信号V_Intの時間領域の表現を示す。下方シフトの概念を図示するのを簡単にするために、周波数下方シフトされた信号V_Intは、(たとえば、生物体108による)時間的に変化する振幅変調を仮定せずにモデル化されている。図5Cは、図4Cの例示的な周波数下方シフトされた信号V_Intの周波数領域の表現を示す。図5Cに示されるように、周波数下方シフトされた信号V_Intの電力の一部は4MHzの中間周波数f_Intに集中するが、電力は36MHzの第2のヘテロダイン周波数にも集中する。加えて、電力は、スイッチング周波数f_Switchの高調波の折返しによる、高調波と分数調波の両方に存在し得る。第2のヘテロダインおよびこれらの他の周波数成分は、以下でさらに説明されるようにフィルタリングされ得る。

ミキサ116から出力される周波数下方シフトされた信号V_Intは、続いてフィルタ120に通され、フィルタリングされた信号V_Filterをもたらす。いくつかの実装形態では、フィルタ120はバイパスフィルタであり(以後そのようにも呼ばれる)、いくつかの特定の実装形態では狭いバンドパスフィルタである。バンドパスフィルタ120は、望ましくない低い周波数成分および高い周波数成分を除去して、ミキサ116によってもたらされる望ましくないエイリアスまたは高調波(図5Cに示されるものなど)が周波数下方シフトされた信号V_Intから除去されることを確実にする。上で説明されたように、スイッチング周波数f_Switchは、下方シフトされた信号V_Intの中間周波数f_Intがフィルタ120の中心周波数に置かれるように、コントローラ118によって選択または調整される。フィルタ120の帯域幅は、変調信号の帯域幅よりも高く、しかし隣り合う高調波をフィルタリングするのに十分狭くなければならない。図4Dは、4MHzの中間周波数f_Intを有する例示的なフィルタリングされた信号V_Filterの時間領域の表現を示す。図5Dは、図4Dの例示的なフィルタリングされた信号V_Filterの周波数領域の表現を示す。図5Dに示されるように、下方シフトされた信号V_Intの中に以前は存在した他の周波数成分がフィルタ120によって除去されている。これは、フィルタ120が式(1)の2番目の項により定義される成分を効果的に除去したからである。

いくつかの実装形態では、フィルタ120は、クォーツ、圧電、水晶、セラミック、または弾性表面波(SAW)フィルタなどの、固定された帯域幅を有するパッシブフィルタである。そのようなフィルタは一般に、従来の電気的フィルタより高い品質(Q)係数を有し、実質的に電力を消費しない。いくつかの他のパッシブフィルタの実装形態では、フィルタ120は、抵抗、キャパシタ、インダクタ、または変圧器を使用する回路として実装され得る。いくつかの他の実装形態では、フィルタ120はアクティブフィルタであり得るが、アクティブフィルタは当然電源を必要とするので、長期間装着可能な用途には望ましくないことがある。

ミキサ116がスイッチング回路でありフィルタ120が狭いバンドパスフィルタである、1つの特定の循環器への使用事例の例として、フィルタは、500kHzの中心周波数に集中した15kHzの通過帯域を有するように選択または設計され得る。そのような例示的な使用事例において、励振周波数f_Excitは20MHzであることがあり、スイッチング周波数f_Switchは19.5MHzであることがある。上で説明されたように、コントローラ118は、励振周波数f_Excitとスイッチング周波数f_Switchとの差分に等しい中間周波数f_Intがバンドパスフィルタ120の中心周波数に実質的に等しくなるように、スイッチング周波数f_Switchを設定するように機能する。したがって、中間周波数f_Intおよびバンドパスフィルタ120の中心周波数はともに500kHzに実質的に等しく、フィルタ120は492.5kHzと507.5kHzとの間の周波数成分を通す。そのような使用事例では、下方シフトされた信号V_Intは、ユーザの心拍と同期して振幅変調される。心拍数は一般に、1Hzのオーダー(毎分60回)であり、(ユーザが全速力で走っているときであっても)4Hzを超えることはほとんどない。したがって、1000Hz(1kHz)の心拍数を保守的に許容しても、周波数領域における下方シフトされた信号V_Intの側帯は499kHzおよび501kHzに集中し、これは492.5～507.5kHzの通過帯域の中に十分に入る。

この例示的な使用事例については終了して信号処理回路104について再び全般に言及すると、いくつかの他の実装形態では、フィルタリングされた信号V_Filterが次いでバッファ122に通される。たとえば、フィルタリングされた信号V_Filterをフィルタ122に通すことは、後続のアナログデジタルコンバータ(ADC)124のダイナミックレンジと一致するようにフィルタリングされた信号V_Filterの振幅を増大させるのに有利であり得る。いくつかの実施態様では、バッファ122は増幅器として実装される。1つの特定の使用事例の例では、バッファ122は、中心周波数がf_Intである反転された正弦波信号をフィルタリングされた信号V_Filterに加算して高い中間振幅を差し引く、加算振幅器を含み得る。結果として、振幅変調は、ADC124に対して好ましいダイナミックレンジを提供するように増幅され得る。バッファ122から出力されるバッファリングされた信号V_Bufは次いで、ADC124によってサンプリングされる。いくつかの他の実装形態では、バッファ122は存在せず、ADC124が直接フィルタリングされた信号V_Filterをサンプリングする。

ADC124は、フィルタリングされバッファリングされた信号V_Bufをサンプリング周波数f_Sampleにおいてサンプリングし、デジタル信号V_Digを作り出す。様々な実装形態において、ADC124は信号V_Bufをアンダーサンプリングする。言い換えると、アンダーサンプリング周波数f_Sampleはナイキストのサンプリング基準を満たさず、これにより、サンプリング周波数f_Sampleは中間周波数f_Intの2倍より大きいことが必要になる。しかしながら、信号V_BufをサンプリングするためにADC124によって使用されるアンダーサンプリング周波数f_Sampleは、シャノンのサンプリング基準を満たす。すなわち、アンダーサンプリング周波数f_Sampleは、信号V_Bufの帯域幅の2倍より高い。いくつかの他の実装形態では、適切なまたは十分なアンダーサンプリング周波数f_Sampleは、以下の式(2)から決定され得る。

ここでT_Pは中間周波数f_Intの逆数に対応する期間であり、xはアンダーサンプリング比である。(この特定の事例における)アンダーサンプリング比は、アンダーサンプリング周波数に対する中間周波数の比である。アンダーサンプリング比xは、次の値がサンプリングされるまでに信号のどれだけの波長または周期がスキップされるかを決定する。

いくつかの実装形態では、周波数下方シフトされた信号V_Intは、ADC124によって少なくとも2つの位相においてサンプリングされる。すなわち、周波数下方シフトされた信号V_Intは、第1の位相において、および第2の位相においてもサンプリングされ、第2の位相はいくつかの実装形態では、第1の位相から90度(またはπ/2ラジアン)オフセットされている。式(2)における分数

は、第2の位相が第1の位相から90度オフセットされることを確実にする。しかしながら、正弦波信号では、絶対的な振幅および位相とともに信号を再構築するには、信号の各周期に対して4つのサンプリング点が一般に必要とされ、または望まれる。

有利なことに、信号を復調するために従来必要とされるIチャネルおよびQチャネルは、この方式では必要とされない。より具体的には、IチャネルおよびQチャネルは必要ではなく、それは、フィルタリングされ周波数下方シフトされた信号V_Filterが2つ(または4つ)の別個の位相においてADC124によってアンダーサンプリングされるとき、V_Filterの中には依然として同相成分および直交位相成分が存在するからである。さらに、ミキサ116による周波数下方シフトおよびADC124によるアンダーサンプリングが原因で、低速の(およびしたがって低電力の)ADCが使用され得る。いくつかの実装形態では、ADC124は少なくとも18ビットの分解能、およびいくつかの実装形態では少なくとも24ビットの分解能を有する。

シャノンのサンプリング理論が満たされるので、得られる復調されたデジタル信号V_Digは、関心のある変調信号(たとえば、図3に示される動脈拡張信号)の再構築を可能にする。したがって、検出された信号V_Modの搬送波周波数を中間周波数f_Intへと下方シフトすることと、周波数下方シフトされた信号をフィルタリングしてフィルタリングされた信号V_Filterを与えることと、続いてフィルタリングされた信号をアンダーサンプリングすることとの組合せは、関心のある変調信号の絶対的な振幅と位相の両方を再構築するために使用できる、復調されたデジタル信号V_Digをもたらす。いくつかの実装形態では、デジタル信号V_Digは次いで、メモリに記憶され、かつ/または、生体インピーダンスセンサ100の別の構成要素へインターフェースを通じて通信される。

いくつかの実装形態では、生体インピーダンスセンサ100はまた、復調されたデジタル信号V_Digから変調信号を再構築するためのデジタルアナログコンバータ(DAC)を含む。DC値、電圧振幅の実数成分(V_Re)、電圧振幅の虚数成分(V_Im)、インピーダンス(Z)、および再構築された信号の位相(θ)は、以下にそれぞれ示される式(3)～(7)によって決定され得る。

ここでV₁、V₂、V₃、およびV₄は、各周期内の4つの別個の90度オフセットされた位相においてADC124によりとられたサンプルの値である。

図6は、図1の生体インピーダンスセンサ100のシミュレーションを使用して得られる再構築された動脈拡張信号640の時間領域の表現を示す。より具体的には、図6は、図1のADC124から出力されるデジタル信号V_Digを再構築した後の再構築された動脈拡張信号640を示す。この例では、破線はシミュレーションにおいて使用されるモデル動脈拡張信号642(変調信号)を表し、実線は再構築の後で得られる再構築された動脈拡張信号640を表す(比較を示すためにオフセットが与えられている)。シミュレーションにおいて、励振周波数f_Extは2MHzであり、スイッチング周波数f_Switchは1.5MHzであり、アンダーサンプリング比xは72であった。図6に示される例では、ノイズが0の理想的な事例が仮定され、再構築される動脈拡張信号640はモデル動脈拡張信号642の完全な再構築である。実際には、ノイズが、実際の変調信号に対する再構築された信号のある程度の偏差をもたらし得る。いくつかの実装形態では、コントローラ118はまた、再構築された信号に対して追加の処理を実行するように、たとえば、ノイズまたは他の非理想的な事象による偏差の存在を訂正するように動作可能であり得る。たとえば、いくつかの実装形態では、ノイズを訂正するためにウェーブレットフィルタリング演算が使用され得る。

いくつかの実装形態では、コントローラ118はまた、たとえば関心のある変調信号の知識に基づいて、ADC124によって使用されるアンダーサンプリング周波数f_Sampleを調整して、シャノンのサンプリング基準が満たされることを可能な限り確実にしながらアンダーサンプリング周波数を下げるように、ADC124を制御することができる。たとえば、生体インピーダンスセンサ100は、関心のある特定の変調信号のアンダーサンプリング周波数と一致するルックアップテーブルを記憶するメモリを含み得る。いくつかの実装形態では、生体インピーダンスセンサ100は、監視されるべき変調信号(動脈拡張信号など)をユーザが選択することを可能にするように動作可能であることがあり、ユーザの選択に基づいて、コントローラ118は、ルックアップテーブルから得られる結果に基づいてアンダーサンプリング周波数f_Sampleを調整することができる。

図7は、いくつかの実装形態による、振幅変調された信号を復調するための例示的なプロセスフロー700のフローチャートである。いくつかの実装形態では、プロセスフロー700は、励振周波数f_Excitにおける励振電流信号I_Excitを生物体の関心のある領域へ注入することにより、ブロック702において開始する。ブロック704において、励振信号I_Excitに対する振幅変調された(および一般に位相変調された)電圧応答が、検知回路(たとえば、増幅器114)によって検出および検知され、検知された信号V_Senseを生成する。ブロック706において、検知された信号V_Senseが、スイッチング周波数f_Switchを有するミキシング信号V_Mixと混合され(たとえば、ミキサ116によって)、中間搬送波周波数f_Intを有する周波数下方シフトされた信号V_Intを生成する。ブロック708において、周波数下方シフトされた信号V_Intがフィルタリングされて(たとえば、フィルタ120によって)、フィルタリングされた信号V_Filterを与える。ブロック710において、フィルタリングされた信号V_Filterがサンプラー(たとえば、ADC124)によってアンダーサンプリングされ、関心のある変調信号を復元または再構築するのに使用可能な復調されたデジタル信号V_Digを与える。

上で最初に説明されたように、いくつかの実装形態では、複数の励振周波数を、生物体108などの媒体に実質的に同時に注入するのが望ましいことがある。たとえば、第1の20MHzの励振信号および第2の200kHzの励振信号を用いて、生物体108の関心のある領域を実質的にまたはほぼ同時に励振することが望まれると仮定する。これを実現するための1つの方法は、励振回路102が順番にかつ交互に第1の励振信号を短期間加え、次いで、第2の励振信号を短期間加え、その後第1の励振信号を再び加えてこれを繰り返すことである。そのような教育的な例では、第1の励振信号が加えられる時間の間、信号処理回路104、およびより具体的にはミキサ116は、第1の得られた電圧応答信号を、第1のミキシング周波数における第1のミキシング信号と混合して、中間周波数における第1の周波数シフトされた信号を得る。同様に、第2の励振信号が加えられる時間の間、信号処理回路104、およびより具体的にはミキサ116は、第2の得られた電圧応答信号を、第2のミキシング周波数における第2のミキシング信号と混合して、やはり同じ中間周波数にある第2の周波数シフトされた信号を得る。このようにして、第1の周波数シフトされた信号と第2の周波数シフトされた信号の両方が、同じフィルタを使用してフィルタリングされ得る。このようにして、信号処理回路104は、少なくともADC124の後には、あらゆる追加の構成要素を必要としない。信号処理回路104は次いで、第1のフィルタリングされた周波数シフトされた信号からとられたサンプルが第2のフィルタリングされた周波数シフトされた信号からとられたサンプルとは別のバッファにルーティングされるように、式(2)に従ってADCから得られたサンプルを同期する。第1および第2の励振周波数が十分高速に変更される限り、ADC124はそれでも、励振された組織からの任意の動的な電圧および周波数の応答を捉える。2つよりも多くの励振周波数が使用され得ることも理解されたい。

複数の周波数を用いた同時の励振の別の方法は、異なる所望の励振信号のすべてを同時に注入することである。これを実現するための1つの方法は、各電圧応答信号がADC124によりアンダーサンプリングされる前に周波数シフトされフィルタ120によりフィルタリングされ得るように、ミキサ116にミキシング周波数を順番にかつ交互に変更させることである。

加えて、いくつかの他の実装形態では、励振信号生成器106は、電圧信号の形態で、およびより具体的にはRF AC電圧信号の形態で励振信号を与える電圧源であり得ることを理解されたい。そのような場合、検知される振幅変調された信号は電流信号である。しかしながら、信号処理回路104の基本的な動作は一般に不変である。

現実的なRF AC励振信号生成器は、0のインピーダンスも無限大のインピーダンスも有しないので、電流源が使用されるにしても電圧源が使用されるにしても、両方が時間的に変化する電流信号ならびに時間的に変化する電圧信号を作り出すが、これは些細なことであることも理解されたい。たとえば、RF AC電流源は、時間的に変化する電流信号ならびに一般に些細な時間的に変化する電圧信号を作り出す。同様に、RF AC電圧源は、時間的に変化する電圧信号ならびに一般に些細な時間的に変化する電流信号を作り出す。しかしながら、いくつかの他の実装形態では、励振信号生成器は、些細ではない時間的に変化する電圧成分ならびに些細ではない時間的に変化する電流成分の両方を含む励振信号を提供するように動作可能であり得る。

信号処理回路104は生体インピーダンスセンサの用途に限定されないことも理解されたい。逆に、信号処理回路104は、生物体に関わらないインピーダンス検知用途を含む、様々な検知用途のいずれにおいても使用され得る。

図8は、図1の生体インピーダンスセンサ100を含むデバイス800のシステム図を示す。示されるように、コントローラ118は、励振回路102ならびに信号処理回路104の動作を制御する。コントローラはまた、ADC124からデジタル電圧信号V_Digを受け取る。コントローラ118は単一の構成要素として示され説明されるが、いくつかの実装形態では、コントローラ118は2つ以上の異なるコントローラまたは処理構成要素を指し得る。いくつかの実装形態では、そのようなコントローラまたは処理構成要素の1つまたは複数は、汎用シングルチッププロセッサもしくは汎用マルチチッププロセッサ、デジタル信号プロセッサ(DSP)、特定用途向け集積回路(ASIC)、フィールドプログラマブルゲートアレイ(FPGA)もしくは他のプログラマブル論理デバイス、個別ゲートもしくはトランジスタ論理、個別ハードウェア構成要素、または本明細書において説明される機能を実行するように設計されたそれらの任意の組合せを用いて実装され得る。

上で説明されたように、コントローラ118は、デジタル電圧信号V_Digをメモリ840に記憶し得る。メモリ840はまた、コントローラ118による実行のためのコードまたは他の実行可能命令を含み得る。システムメモリ840は1つまたは複数のメモリ構成要素を含み得る。いくつかの実装形態では、メモリ構成要素の1つまたは複数は、NORまたはNANDベースのフラッシュメモリアレイとして実装され得る。いくつかの他の実装形態では、メモリ構成要素の1つまたは複数は、異なるタイプの非揮発性メモリとして実装され得る。加えて、いくつかの実装形態では、メモリ構成要素の1つまたは複数は、たとえばあるタイプのRAMなどの揮発性メモリアレイを含み得る。

いくつかの実装形態では、コントローラ118は、メモリ840に記憶されたデータ、または信号処理回路104から直接受け取られるデータを、インターフェース842に通信し得る。いくつかの実装形態では、インターフェース842は、データを受け取り、取り外し可能なメモリデバイスなどの外部メモリに記憶するための、メモリインターフェースであり得る。いくつかの他の実装形態では、インターフェース842は、接続されるときに外部コンピュータへのデータの移送を可能にする通信インターフェースであり得る。同様に、インターフェース842はまた、そのような接続された外部コンピュータからデバイス800がデータを受け取ることを可能にし得る。

電源844は、デバイス800の中の構成要素の一部またはすべてに電力を供給することができる。電源844は、様々なエネルギー貯蔵デバイスのうちの1つまたは複数を含み得る。たとえば、電源844は、ニッケルカドミウム電池またはリチウムイオン電池などの充電式バッテリーであり得る。充電式バッテリーを使用する実装形態では、充電式バッテリーは、たとえば、壁のコンセントあるいは光起電性デバイスまたはアレイからの電力を使用して充電可能であり得る。代替的には、充電式バッテリーは、ワイヤレスで充電可能であり得る。電源844はまた、再生可能エネルギー源、キャパシタ、または、プラスチック太陽電池もしくは太陽電池塗料を含む太陽電池を含み得る。

本開示において説明される実装形態に対する様々な変更が、当業者には容易に明らかであることがあり、本明細書において定義された一般原理は、本開示の趣旨または範囲から逸脱することなく、他の実装形態に適用され得る。したがって、特許請求の範囲は、本明細書において示されている実装形態に限定されることを意図するものではなく、本開示、本明細書において開示される原理および新規の特徴と一致する最も広い範囲を与えられるべきである。

加えて、別個の実装形態に関連して本明細書において説明されたいくつかの特徴も、単一の実装形態において組み合わせて実装され得る。逆に、単一の実装形態に関連して説明された様々な特徴も、複数の実装形態において別々に、または任意の適切な部分的組合せにおいて実装され得る。その上、特徴は、上ではいくつかの組合せとして作用するものとして説明され、場合によっては最初からそのようなものとして特許請求されることがあるが、特許請求される組合せにおける1つまたは複数の特徴は、場合によっては、その組合せから削除されることが可能であり、特許請求される組合せは、部分的組合せまたは部分的組合せの変形を対象とすることがある。

同様に、動作は特定の順序で図面に示されているが、これは、そのような動作が所望の結果を達成するために、示された特定の順序で実行されるかもしくは順次に実行されること、またはすべての図示された動作が実行されることを必要とするものとして理解されるべきではない。さらに、図面は、1つまたは複数の例示的なプロセスを流れ図の形で概略的に示すことがある。しかしながら、概略的に示されている例示的なプロセスには、図示されていない他の動作が組み込まれ得る。たとえば、図示された動作の任意の動作の前に、後に、それと同時に、またはこれらの動作のいずれかといずれかとの間に、1つまたは複数の追加の動作が実行され得る。その上、上で説明された実装形態における様々なシステム構成要素の分離は、すべての実装形態においてそのような分離が必要であるものとして理解されるべきではない。加えて、他の実施態様も以下の特許請求の範囲内にある。いくつかの場合、特許請求の範囲に記載されているアクションは、異なる順序において実行され得るが、それでも望ましい結果を達成することができる。

100 生体インピーダンスセンサ
102 励振回路
104 信号処理回路
106 電源
108 生物体
110 電極
112 電極
114 増幅器
116 ミキサ
118 コントローラ
120 フィルタ
122 バッファ
124 ADC
230 励振信号
232 電圧応答信号
234 包絡線
640 動脈拡張信号
642 モデル動脈拡張信号
700 プロセス
800 デバイス
840 メモリ
842 インターフェース
844 電源

Claims (15)

1. 振幅変調された信号からデータを復元することが可能なインピーダンス検知デバイス(100、800)であって、
   搬送波周波数を有する振幅変調された信号を検知するように動作可能な検知回路(114)であって、前記振幅変調された信号が生物体へ与えられた励振信号に対する前記生物体の応答を表す、検知回路と、
   前記振幅変調された信号を、ミキシング周波数を有するミキシング信号と混合して、前記搬送波周波数より低い中間周波数を有する、周波数下方シフトされた信号を提供するように動作可能なミキサ(116)と、
   前記周波数下方シフトされた信号をフィルタリングして、フィルタリングされた信号を提供するように動作可能なフィルタ(120)であって、前記フィルタが通過帯域を有するバンドパスフィルタを含み、前記通過帯域が固定された中心周波数を有する、フィルタと、
   前記フィルタリングされた信号をアンダーサンプリング周波数においてアンダーサンプリングしてデジタル信号を提供するように動作可能なサンプラー(124)であって、前記デジタル信号が変調信号を表すものであり、前記アンダーサンプリング周波数が前記フィルタリングされた信号の帯域幅の２倍より高い、サンプラーと、
   前記バンドパスフィルタの前記固定された通過帯域の中心周波数に等しい前記中間周波数を有する前記周波数下方シフトされた信号を提供するように、前記ミキシング信号の前記ミキシング周波数を設定するように動作可能なコントローラと
   を備える、デバイス。
2. 前記振幅変調された信号が、前記変調信号に対して位相変調されている、請求項１に記載のデバイス。
3. 前記振幅変調された信号を受け取り前記振幅変調された信号を前記検知回路に渡すように動作可能な少なくとも１つの第１の電極(112)をさらに含み、前記少なくとも１つの第１の電極が生物体(108)と結合するように適合される、請求項１または２に記載のデバイス。
4. 前記生物体と結合するように適合される少なくとも１つの第２の電極(110)と、
   前記搬送波周波数において励振信号を生成するように動作可能な励振信号生成器(102)とをさらに含み、前記少なくとも１つの第２の電極が前記生物体へ前記励振信号を与えるように適合される、請求項３に記載のデバイス。
5. 前記変調信号が前記生物体のインピーダンスを表すものである、請求項４に記載のデバイス。
6. 前記搬送波周波数が1MHz以上である、請求項５に記載のデバイス。
7. 前記励振信号が電流信号を含み、
   前記振幅変調された信号が、前記インピーダンスに基づく前記励振信号に対する前記生物体の電圧応答を表す電圧信号を含む、請求項５または６に記載のデバイス。
8. 前記励振信号が電圧信号を含み、
   前記振幅変調された信号が、前記インピーダンスに基づく前記励振信号に対する前記生物体の電流応答を表す電流信号を含む、請求項５または６に記載のデバイス。
9. 電源(844)と、
   前記検知回路、前記ミキサ、前記フィルタ、前記サンプラー、および前記電源を少なくとも部分的に取り囲む装着可能なハウジング(100、800)と、
   前記装着可能なハウジングをユーザに結合するように適合される結合機構と
   をさらに含む、請求項1から8のいずれか一項に記載のデバイス。
10. 前記変調信号が前記振幅変調された信号に対応し、前記変調信号が前記フィルタリングされた信号の前記帯域幅の２倍より高い前記アンダーサンプリング周波数に基づく、請求項１から９のいずれか一項に記載のデバイス。
11. 前記フィルタがパッシブフィルタを含む、請求項１から１０のいずれか一項に記載のデバイス。
12. 前記コントローラが前記搬送波周波数を設定するように動作可能である、請求項１１に記載のデバイス。
13. 前記中間周波数が、前記変調信号の周波数より高い、請求項１から１２のいずれか一項に記載のデバイス。
14. 前記ミキサがスイッチングデバイスを含み、前記スイッチングデバイスが単極、単投(SPST)スイッチまたは単極、双投(SPDT)スイッチを含む、請求項１から１３のいずれか一項に記載のデバイス。
15. 前記ミキシング信号が方形波信号である、請求項１から１４のいずれか一項に記載のデバイス。

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