KR20220073800A - 근접도 센서 회로 및 관련 감지 방법 - Google Patents

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아서 뮤어
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앨런 왈렌도우스키
윌리엄 서덜랜드
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Abstract

하나 이상의 근접도 센서가 개시된다. 근접도 센서 중 적어도 하나는 제1 유전층, 전기 전도층, 및 전극을 포함한다. 제1 유전층은 내부면 및 외부면을 포함한다. 전기 전도층은 제1 유전층의 내부면 또는 외부면 중 하나에 근접하게 위치된다. 전극은 외부면을 포함한다. 전극의 외부면은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치된다. 전극의 외부면과 전기 전도층은 간극을 형성한다.

Description

근접도 센서 회로 및 관련 감지 방법
관련 출원에 대한 상호 참조
본 출원은 그 개시내용이 본 명세서에 그대로 참조로서 합체되어 있는, 2019년 10월 3일 출원된, 발명의 명칭이 근접도 센서 회로 및 관련 감지 방법(PROXIMITY SENSOR CIRCUITS AND RELATED SENSING METHODS)인 미국 가특허 출원 제62/910,125호에 대해 35 U.S.C. §119(e) 하에서 우선권을 주장한다.
기술분야
본 개시내용은 일반적으로 사용자의 혈류 역학적 변화(또는 펄스-파형)를 감지하기 위한 근접도 센서 및 관련 감지 방법에 관한 것이다.
하나의 일반적인 양태에서, 본 개시내용은 근접도 센서를 제공한다. 근접도 센서는 제1 유전층, 전기 전도층, 및 전극을 포함한다. 제1 유전층은 내부면 및 외부면을 포함한다. 전기 전도층은 제1 유전층의 내부면 또는 외부면 중 하나에 근접하게 위치된다. 전극은 외부면을 포함한다. 전극의 외부면은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치된다. 전극의 외부면과 전기 전도층은 간극을 형성한다.
다른 양태에서, 근접도 센서는 발포층을 더 포함한다.
다른 양태에서, 근접도 센서는 감지 표면 위에 배치된 밀봉제 층을 더 포함한다.
근접도 센서의 다른 양태에서, 전기 전도층은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고; 근접도 센서는 전극과 전기 전도층 사이에 배치된 제2 유전층을 더 포함하고, 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성한다.
근접도 센서의 다른 양태에서, 제2 유전층은 3 ㎛ 미만의 두께를 갖는다.
근접도 센서의 다른 양태에서, 제2 유전층은 텍스처링된 표면을 갖는다.
하나의 일반적인 양태에서, 본 개시내용은 근접도 센서를 제공한다. 근접도 센서는 제1 유전층, 전기 전도층, 감지 전극, 및 기준 전극을 포함한다. 제1 유전층은 내부면 및 외부면을 포함한다. 전기 전도층은 제1 유전층의 내부면 또는 외부면 중 하나에 근접하게 위치된다. 감지 전극은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치된다. 감지 전극은 내부면 및 외부면을 포함한다. 감지 전극의 외부면은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치된다. 감지 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성한다. 기준 전극은 감지 전극에 대해 배치된다. 기준 전극은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치된다. 기준 전극은 내부면 및 외부면을 포함한다. 기준 전극의 외부면은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치된다. 기준 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성한다.
다른 양태에서, 기준 전극은 감지 전극에 대해 측방향으로 배치되거나, 감지 전극에 대해 적층되거나, 감지 전극으로부터 기계적으로 격리된다.
다른 양태에서, 근접도 센서는 기준 전극과 제1 유전층 사이에 배치된 제5 유전층을 더 포함한다.
다른 양태에서, 근접도 센서는 감지 전극과 제1 유전층 사이에 배치된 제6 유전층을 더 포함한다.
다른 양태에서, 근접도 센서는 발포층을 더 포함하고, 감지 전극 및 기준 전극은 발포층의 대향 측면들에 위치된다.
하나의 일반적인 양태에서, 본 개시내용은 근접도 센서 모듈을 제공한다. 근접도 센서 모듈은 센서 요소 기판, 적어도 하나의 전기 전도성 전극, 전자 모듈, 및 적어도 하나의 전기 전도성 패드, 및 적어도 하나의 탄성 변형 가능한 전기 전도성 특징부를 포함한다. 센서 요소 기판은 본 개시내용에 설명된 근접도 센서를 포함한다. 적어도 하나의 전기 전도성 전극 리드는 센서 요소 기판 상에 배치된다. 적어도 하나의 탄성 변형 가능한 전기 전도성 특징부가 적어도 하나의 전기 전도성 전극 리드 또는 적어도 하나의 전기 전도성 패드 상에 배치된다. 적어도 하나의 전기 전도성 패드는 전자 모듈 상에 배치된다. 적어도 하나의 전기 전도성 패드는 적어도 하나의 탄성 변형 가능한 전기 전도성 특징부를 통해 적어도 하나의 전기 전도성 리드와 적어도 하나의 전기 전도성 패드 사이에 전기적 연결부를 형성하도록 위치된다.
하나의 일반적인 양태에서, 본 개시내용은 생리학적 파라미터를 측정하기 위한 회로를 제공한다. 회로는 센서 회로, 센서 회로에 결합된 트랜스듀서 회로, 및 신호 감지 회로를 포함한다. 센서 회로는 본 개시내용에서 설명된 근접도 센서 중 어느 하나를 포함하는 센서 요소 기판을 포함한다. 센서 요소는 적어도 하나의 전극을 포함한다. 센서 회로는 적어도 하나의 전극과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 신호를 모니터링하도록 구성된다. 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트 또는 사용자의 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화 또는 사용자의 신체의 부위의 움직임에 기인하는 모션, 압력 및/또는 전기장 변조를 나타낸다. 트랜스듀서 회로는 센서 회로에 결합된다. 트랜스듀서 회로는 모니터링된 커패시턴스 신호를 모니터링된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하도록 구성된다. 신호 감지 회로는 디지털 신호를 수신하고 사용자와 연관된 적어도 하나의 생리학적 파라미터를 결정하도록 구성된다.
회로의 다른 양태에서, 생리학적 파라미터는 시계열 값으로서 및 경향으로서의 모두로서 혈압, 수축기, 확장기, 평균 동맥압, 또는 펄스 압력, 호흡수, 또는 이들의 조합, 및 이들의 변동성을 포함한다.
회로의 다른 양태에서, 신호 감지 회로는 혈압 값을 추출하거나 추출된 값에 대한 신뢰 레벨을 추정하는 데 사용을 위해 센서 데이터를 필터링하기 위해 후속 센서 데이터에 대한 품질 레이팅을 제공하도록 구성된다.
하나의 일반적인 양태에서, 본 개시내용은 생리학적 파라미터를 측정하기 위한 회로를 제공한다. 회로는 센서 회로, 센서 회로에 결합된 트랜스듀서 회로, 및 신호 감지 회로를 포함한다. 센서 회로는 본 개시내용에서 설명된 근접도 센서 중 어느 하나를 포함하는 센서 요소 기판을 포함한다. 센서 회로는 적어도 하나의 전극을 포함한다. 센서 회로는 적어도 하나의 전극과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 신호를 모니터링하도록 구성된다. 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트, 사용자의 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화 또는 사용자의 신체의 부위의 움직임에 기인하는 모션, 압력 및/또는 전기장 변조를 나타낸다. 트랜스듀서 회로는 센서 회로에 결합되고, 트랜스듀서 회로는 모니터링된 커패시턴스 신호를 모니터링된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하도록 구성된다. 신호 감지 회로는 혈압 및 다른 혈류 역학적 및 생리학적 모델을 구현하도록 구성된다.
회로의 다른 양태에서, 신호 감지 회로는 커패시턴스 신호를 외부 모니터 상에 디스플레이되고 그리고/또는 외부 데이터 시스템 상에서 처리 및 저장될 수 있는 포맷으로 변환하도록 구성된다.
회로의 다른 양태에서, 신호 감지 회로는 센서가 적용되고 이어서 다수의 위치에서 사용되는 지정된 스타트업 요법으로부터 얻어진 입력을 채용하도록 구성된다.
하나의 일반적인 양태에서, 본 개시내용은 웨어러블 장치를 통한 혈류 역학적 모니터링을 위한 방법을 제공한다. 웨어러블 장치는 적어도 하나의 전극을 포함하는 센서 회로, 센서 회로로부터 신호를 수신하고 신호를 디지털 신호로 변환하고 디지털 신호를 처리하기 위해 신호 감지 회로에 디지털 신호를 제공하는 트랜스듀서 회로를 포함한다. 방법은 센서 회로에 의해, 적어도 하나의 전극에 의한 커패시턴스 신호를 감지하는 단계를 포함한다. 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트 또는 사용자의 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조를 나타낸다. 방법은 트랜스듀서 회로에 의해, 감지된 커패시턴스 신호를 감지된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하는 단계, 트랜스듀서 회로에 의해, 디지털 신호를 신호 감지 회로에 제공하는 단계, 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 생성하기 위해 시간 경과에 따른 커패시턴스의 변화를 나타내는 디지털 신호를 처리하는 단계, 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 다양한 혈류 역학적 파라미터와 상관시키는 단계, 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 처리하는 단계, 및 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터에 기초하여 혈류 역학적 파라미터를 결정하는 단계를 더 포함한다.
다른 양태에서, 방법은 액세서리 디바이스로 모션 아티팩트를 감소시키는 단계를 더 포함한다.
상기 설명/요약은 본 개시내용의 각각의 양태 또는 모든 구현예를 설명하도록 의도된 것은 아니다. 이어지는 도면 및 상세한 설명은 또한 다양한 양태를 예시한다.
다양한 예시적인 양태는 첨부 도면과 관련하여 이하의 상세한 설명을 고려하여 더 완전하게 이해될 수도 있고, 여기서:
도 1은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 전기 전도층으로부터 감지 전극을 분리하는 유전층을 갖는 자유 부동(free floating) 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서를 도시하고 있다.
도 2는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 전기 전도층과 감지 전극 사이의 거리를 제어하기 위해 전기 전도층으로부터 감지 전극을 분리하는 별개의 유전층을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서를 도시하고 있다.
도 3은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 감지 전극 요소 주위 또는 전체 감지 전극 어레이 주위에 형성된 접착층을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서를 도시하고 있다.
도 4는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 감지 전극 리드(들) 위에 배치된 유전체, 발포체, 또는 양면 테이프를 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서를 도시하고 있다.
도 5는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 기준 전극 및 감지 전극을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서를 도시하고 있다.
도 6은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 감지 전극과 함께 사용된 재료보다 상당히 더 두껍고 그리고/또는 상당히 더 낮은 유전 상수를 갖는 기준 전극 상에 부착되거나 코팅된 유전성 재료의 층을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서를 도시하고 있다.
도 7은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 합치성(conformity)을 제공하고 기준 요소와 감지 요소의 모두가 피부에 유사한 접촉을 갖는 것을 보장하기 위해 손목 밴드와 같은 장착 구조체와 센서 요소 사이에 배치된 발포층을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서를 도시하고 있다.
도 8은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 감지 전극으로부터 발포체 기판층의 대향 측면에 위치된 기준 전극을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서를 도시하고 있다.
도 9는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 자유 부동 포일 구성을 갖는 근접도 센서에 대한 예시적인 부착 구조체의 일 도면을 도시하고 있는데, 여기서 부착 구조체는 밴드, 패치, 또는 센서 어레이를 피부에 체결하기 위한 다른 방법을 위해 사용되는 다수의 재료를 포함한다.
도 10은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 단면 라인 10-10을 따라 취한, 도 9에 도시되어 있는 예시적인 부착 구조체의 단면도를 도시하고 있다.
도 11은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 라인 11을 따라 취한, 도 10에 도시되어 있는 예시적인 부착 구조체의 단면도의 상세도를 도시하고 있다.
도 12는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 탄성적으로 압축 가능한 재맞물림 가능한 접점을 위한 인쇄된 전도성 탄성중합체 전도성 범프를 갖는 근접도 센서의 센서/전극 리드와 전자 모듈 사이의 재맞물림 가능한 접점의 예를 도시하고 있다.
도 13은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 탄성적으로 압축 가능한 재맞물림 가능한 접점을 위한 전도성 탄성중합체 범프를 인쇄하는 예시적인 방법을 도시하고 있다.
도 14는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 전자 모듈에 대해 가압되도록 전극 리드 상에 인쇄된 전도성 탄성중합체 범프의 예를 도시하고 있다.
도 15는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 전극을 지지하는 기판 내로 구조를 엠보싱함으로써 제조된 전도성 탄성중합체 범프의 예를 도시하고 있다.
도 16은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 전기 리드를 기계적으로 변형함으로써 제조된 전도성 탄성중합체 범프의 예를 도시하고 있다.
도 17은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 전기 리드를 기계적으로 변형함으로써 전자 모듈과 센서 어레이 사이의 연결부를 형성하는 예시적인 방법을 도시하고 있다.
도 18은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 개선된 컴플라이언스(compliance)를 갖는 전극 리드의 어레이에 기계적으로 격리된 개별 전극 리드를 갖는 도 17에 설명된 방법에 의해 형성된 예시적인 커넥터를 도시하고 있다.
도 19는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 발포체 또는 다른 스페이서 재료로 선택적으로 지지 및/또는 변형된 기계적 강성 스프링 핑거를 갖는 도 17에 설명된 방법에 의해 형성된 예시적인 커넥터를 도시하고 있다.
도 20은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 도 19에 도시되어 있는 커넥터와 함께 사용되는 전자 모듈 상의 정합 접점의 예를 도시하고 있다.
도 21은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 요골, 상완, 경골, 등쪽 및/또는 대퇴 펄스 포인트에 적합하도록 조정 가능하게 크기 설정된 성인용 밴드의 예를 도시하고 있는데, 재사용 가능 전자 기기를 포함하는 밴드는 트레이 내에 스냅 결합하는 밀봉된 또는 부분적으로 밀봉된 전자 모듈의 사용을 통해 일회용 센서(들)와 함께 이용될 수 있고, 다중 부품 케이스가 전자 기기 주위에 조립되고 공지의 체결 방법을 통해 체결된다.
도 22는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 도 21에 도시되어 있는 성인용 밴드의 단면도를 도시하고 있다.
도 23은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 요골, 상완, 경골, 등쪽 및/또는 대퇴 펄스 포인트에 적합하도록 조정 가능하게 크기 설정된 유아용 밴드의 예를 도시하고 있다.
도 24는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 도 22에 도시되어 있는 유아용 밴드의 단면도를 도시하고 있다.
도 25는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 전자 기기의 블록도를 도시하고 있다.
도 26a 및 도 26b는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 센서 회로 및 감지 신호 회로의 예를 도시하고 있다.
도 27a 내지 도 27d는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 장치 및 사용자의 피부와의 결과적인 상호작용의 예를 도시하고 있다.
도 28은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 장치로부터의 전자 기기 및/또는 신호 흐름을 구현하기 위한 예시적인 방법을 예시하는 블록도이다.
도 29a 및 도 29b는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 다양한 예시적인 장치를 도시하고 있다.
도 30a 및 도 30b는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 상이한 용량성 감도를 갖는 복수(예를 들어, 4개)의 전극을 포함하는 패키징된 센서 어레이를 갖는 예시적인 장치를 도시하고 있다.
도 31a 내지 도 31c는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 장치를 도시하고 있다.
도 32a 내지 도 32c는 다양한 실험적 양태에 따른, 장치를 사용하여 수집된 예시적인 데이터 및 동맥 라인을 사용하여 수집된 데이터를 도시하고 있다.
도 33a 내지 도 33c는 다양한 실험적 양태에 따른, 장치를 사용하여 수집된 및 동맥 라인을 사용하여 수집된 예시적인 데이터를 도시하고 있다.
도 34a 내지 도 34c는 다양한 실험적 양태에 따른, 장치를 사용하여 수집된 및 동맥 라인을 사용하여 수집된 바와 같은 심장 박동수 및 혈압의 변화의 예를 도시하고 있다.
도 35는 다양한 실험적 양태에 따른, 센서 데이터로부터 계산된 수축기 혈압(sBP) 대 동맥 라인 수축기 혈압(sBP)의 그래프이다.
도 36은 다양한 실험적 양태에 따른, 수축기 혈압(sBP) 대 경과 시간의 그래프이다.
도 37은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 혈류 역학적 모니터링을 위한 방법을 도시하고 있다.
도 38a 내지 도 38d는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 하나 이상의 생리학적 파라미터를 측정 및 처리하기 위한 방법을 도시하고 있다.
도 39a 내지 도 39c는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 하나 이상의 생리학적 파라미터를 측정 및 처리하기 위한 방법을 도시하고 있다.
본 명세서에 설명된 다양한 양태는 수정 및 대안적 형태가 가능하지만, 그 양태는 도면에 예로서 도시되어 있고 상세히 설명될 것이다. 그러나, 의도는 본 개시내용을 설명된 특정 양태로 한정하지 않는 것이라는 것이 이해되어야 한다. 반대로, 의도는 청구범위에 정의된 양태를 포함하여 본 개시내용의 범주에 속하는 모든 수정, 등가물 및 대안을 커버하는 것이다. 게다가, 본 출원 전반에 걸쳐 사용된 용어 "예"는 단지 예일뿐이고, 한정이 아니다.
다양한 형태의 근접도 센서 회로, 전기 신호 감지 회로, 신호 처리 회로, 및 관련 감지 방법을 상세히 설명하기 전에, 예시적인 형태는 첨부 도면 및 상세한 설명에 예시된 부품의 구성, 치수 및 배열의 상세에 용례 또는 용도에 있어서 한정되지 않는다는 것이 주목되어야 한다. 예시적인 형태는 다른 형태, 변형 및 수정으로 구현되거나 통합될 수도 있고 다양한 방식으로 구현되거나 수행될 수도 있다. 또한, 달리 지시되지 않으면, 본 명세서에 이용된 용어 및 표현은 독자의 편의를 위해 예시적 형태를 설명하기 위해 선택된 것이고, 그 한정을 위한 것은 아니다.
또한, 이하에 설명된 형태, 형태의 표현, 예 중 임의의 하나 이상은 다른 이하에 설명된 형태, 형태의 표현 및 예 중 임의의 하나 이상과 조합될 수 있는 것이 이해된다.
이하의 설명에서, 다양한 구현예 및 용례가 비한정적인 예를 통해 본 개시내용의 이해를 제공하기 위해 개시된다.
특정 예에서, 본 개시내용의 양태는 측정될 표면 부근/상에 배치된 단일 전극을 사용하여 사용자의 생리학적 변화를 모니터링하는 방식으로 구성된 센서 회로로 사용자의 혈류 역학적 변화(또는 펄스-파형)를 감지하도록 구성 및 배열된 하나 이상의 센서 회로를 수반한다. 이들 및 다른 양태는 이하에 설명된 양태 및/또는 메커니즘 중 하나 이상과 일치하는 혈류 역학적 변화를 감지하도록 구성된 센서 회로를 채용한다.
더 특정 예시적인 양태는 전극을 포함하는 적어도 하나의 센서 회로, 및 전기 신호 감지 회로를 갖는 장치에 관한 것이다. 장치는 혈류 역학적 파라미터 중 하나 이상을 비침습적 방식으로 실시간으로 모니터링하는 데 사용될 수 있다. 예를 들어, 전기 신호 감지 회로는 펄스파 이벤트를 감지할 수 있고, 반면 센서 회로는 커패시턴스 변화를 모니터링함으로써, 피부 부근 또는 상에 배치된다. 전극에 의해 전달되는 커패시턴스 변화는 펄스파 이벤트 또는 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화(예를 들어, 혈류 역학)에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조에 응답한다. 전극은 전극과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 변화를 결정하는 데 사용될 수 있다. 전극을 포함하는 센서 회로는 커패시턴스 및/또는 압력의 변화를 나타내는 전기 신호를 전기 신호 감지 회로에 제공하는 데 사용되는 트랜스듀서 회로와 함께 배열될 수 있다. 펄스파 이벤트로 인해, 사용자의 피부와 전극 사이의 거리가 변화될 수 있고 그리고/또는 혈관 주위의 전기장 분포가 변화될 수 있어, 센서 회로를 사용하여 측정된 바와 같은 커패시턴스의 상대적 변화를 야기한다. 시간 경과에 따른 커패시턴스의 변화는 전기 신호 감지 회로에 의해 처리되고 펄스-파형을 생성 및/또는 결정하는 데 사용될 수 있다. 다양한 양태에서, 펄스-파형은 다양한 혈류 역학적 파라미터와 상관된다. 특정 예로서, 펄스-파형은 심장 박동수, 혈압, 동맥 경직도 및/또는 혈액량을 결정하기 위해 처리될 수 있다. 기계 학습 알고리즘이 펄스 파형의 형상으로부터 혈류 역학적 파라미터를 유도하는 데 사용될 수 있다.
전극은 사용자의 피부와 접촉하고 그리고/또는 근접해 있을 수 있다. 몇몇 양태에서, 전극은 기계적 구속(예를 들어, 손목 밴드, 탄성적 유연성 밴드, 또는 의류 물품) 및/또는 접착제를 사용하여 사용자 상에(접촉하든 그렇지 않든) 구속된다. 전극은 혈관 부근, 바람직하게는 이들에 한정되는 것은 아니지만, 요골, 상완, 경동맥, 경골, 등쪽 및 측두 펄스 포인트와 같은 촉진 가능한(palpable) 펄스 포인트 부근에 위치될 수 있다.
다른 특정 양태에서, 장치는 복수의 전극을 포함한다. 예를 들어, 장치는 복수의 센서 회로를 포함할 수 있고, 각각의 센서 회로는 복수의 전극 중 하나를 포함한다. 복수의 전극은 사용자의 피부와 전극, 압력 및/또는 전기장 사이의 거리의 변조에 응답하고 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트에 기인하는 커패시턴스의 변화를 나타내는 전기 신호(예를 들어, 디지털)를 전기 신호 감지 회로에 제공하는 데 사용되는 트랜스듀서 회로의 부분으로서 배열될 수 있다. 다양한 관련 양태에서, 복수의 센서 회로는 기계적으로 분리되고 그리고/또는 어레이(예를 들어, 센서 어레이)로 배열된다. 각각의 센서 회로는 본 명세서에 또한 설명되는 바와 같은 다른 구성 중에서도, 상이한 기하학적 형상, 유전층, 로케이션, 감도를 갖는 것과 같이, 상이하게 구성될 수 있다.
다양한 양태는 전술된 장치를 사용하는 방법에 관한 것이다. 방법은 사용자의 피부 부근에 또는 상에 장치의 적어도 하나의 전극을 배치하고 펄스파 이벤트를 감지하는 단계를 포함할 수 있다. 펄스파 이벤트는 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조에 응답하는 커패시턴스 변화를 모니터링함으로써, 장치의 전기 신호 감지 회로를 사용하여, 적어도 하나의 전극이 사용자의 피부 부근 또는 상에 배치되는 동안 감지될 수 있다. 펄스파 이벤트는 펄스-파형을 생성하고 그리고/또는 다양한 혈류 역학적 파라미터를 결정하는 데 사용될 수 있다. 예를 들어, 방법은 펄스파 이벤트를 사용하여 확장기 혈압, 수축기 혈압, 동맥 경직도 및/또는 혈액량을 결정하는 단계를 포함할 수 있다.
특정 방법은 적어도 하나의 센서 회로를 갖는 트랜스듀서 회로를 고정하기 위해 웨어러블 장치의 플렉시블 또는 벤더블 기판의 사용을 포함할 수 있다. 기판은 트랜스듀서 회로 및 전기 신호 감지 회로를 지지하고 적어도 부분적으로 에워싼다. 기판은 또한 혈관을 포함하는 사용자의 부분에 합치하고 커패시턴스 변화를 통해 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트를 전기적으로 감지하기 위해 적어도 하나의 전극을 사용자의 피부에 충분히 가깝게 위치시키는데, 커패시턴스의 변화는 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조에 응답한다. 트랜스듀서 회로는 커패시턴스의 변화를 전기 신호로 변환한다. 방법은 전기 신호 감지 회로를 통해 트랜스듀서 회로로부터의 전기 신호에 응답하여 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트를 감지하는 단계 및 혈류 역학적 모니터링 데이터를 외부 회로로 송신함으로써 전기 신호 감지 회로에 응답하기 위해, 웨어러블 장치 내부 또는 외부에서, 통신 회로를 사용하는 단계를 더 포함한다.
다른 양태는 트랜스듀서 회로 및 전기 신호 감지 회로를 지지하고 적어도 부분적으로 에워싸고 혈류 역학적 모니터링을 위한 혈관을 포함하는 사용자의 부분에 합치하도록 구성되고 배열된 플렉시블 또는 벤더블 기판에 의해 특징화되는 웨어러블 디바이스의 부분으로서 사용을 위한 장치에 관한 것이다. 장치는 전술된 바와 같이, 전극을 포함하는 적어도 하나의 센서 회로를 갖는 트랜스듀서 회로, 전기 신호 감지 회로, 및 통신 회로를 포함한다.
하드웨어
근접도 센서 회로 및 측정될 표면 부근에/상에 배치된 하나 또는 다수의 전극을 사용함으로써 사용자의 생리학적 변화를 모니터링하는 방식으로 구성된 센서 회로로 사용자의 혈류 역학적 변화(또는 펄스-파형)를 감지하도록 구성되고 배열된 센서 회로를 사용하는 관련 감지 방법의 다양한 예시적인 구현예가 이하에 설명된다.
1. 감도를 개선하기 위한 자유 부동 포일 구성
도 1은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 전기 전도층(106)으로부터 감지 전극(104)을 분리하는 제1 유전층(102)을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서(100)를 도시하고 있다. 다양한 양태에서, 감지 전극(104)은 다수의 감지 요소 또는 감지 전극 어레이를 포함할 수도 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(102)은 이들에 한정되는 것은 아니지만, 폴리올레핀, 플루오르화 폴리머, 폴리우레탄, 폴리에스테르, 실리콘, 폴리아미드, 폴리이미드, 파릴렌, 및 유리를 포함하는 임의의 적합한 폴리머 또는 얇은 유전 필름으로 제조될 수도 있고, 일 양태에서, 폴리에틸렌 테레프탈레이트(PET)로 제조된다. 제2 유전층(108)이 감지 전극(104)을 하우징(110)에 결합한다. 도시되어 있는 예에서, 제2 유전층(108)은 접착제(112)를 통해 하우징(110)에 장착된다. 제2 유전층(108)은 또한 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 도시되어 있는 양태에서 예를 들어 150 ㎛의 두께를 갖는 PET로 제조된다. 일 양태에서, 제2 유전층(108)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다. 하우징(110)은 예를 들어 100 ㎛ 내지 300 ㎛, 바람직하게는 200 ㎛ 범위의 두께를 갖는 저밀도 폴리에틸렌(LDPE)으로 제조될 수도 있다.
얇은 제1 유전층(102)은 전기 전도층(106)으로부터 감지 전극(104)을 분리하는데, 이는 접지되지 않거나(전자 회로에 연결되지 않음), 접지되거나, 안테나 범위를 확장하기 위해 안테나에 연결될 수도 있다. 거리(G)는 전기 전도층(106)으로부터 감지 전극(104)의 표면(114)을 분리한다. 제1 유전층(102)이 변형으로부터 복구하기 위해 몇몇 기계적 강도, 탄성 및 스프링 힘을 제공하기에 충분히 두껍고, 예를 들어, > 1 ㎛, > 3 ㎛, > 5 ㎛, > 10 ㎛이지만 감도를 제공하기에 충분히 얇을 때, 예를 들어, < 25 ㎛, < 50 ㎛, < 150 ㎛일 때, 최적의 결과가 얻어진다. 제1 유전층(102)의 유전 상수가 충분히 높으면, 예를 들어 > 5, > 10, > 50, > 100이면, 제1 유전층(102)은 최대 100 내지 300 ㎛까지 더 두꺼울 수 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(102)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다.
제1 유전층(102)은 예를 들어 스퍼터링 또는 다른 퇴적/코팅 프로세스를 통해 금속화되어 있는 폴리머 필름일 수도 있다. 금속화된 필름은 전기 전도층(106)이 유전성 폴리머 필름의 기계적 특성에 상당히 영향을 미치지 않을 만큼 충분히 얇기 때문에 특히 유리하다. 전기 전도층(106)은 금속층의 일 또는 양 표면 상의 또는 감지 전극(104)의 노출된 표면 상의 유전성 코팅과 함께 또한 사용될 수 있는 얇은 금속층(예를 들어, 알루미늄 포일, 금박, 구리박, 금속 열간 또는 냉간 전사 필름)을 포함할 수도 있다. 제1 유전층(102)의 유전성 코팅은 핀홀 없이 < 1 ㎛, < 3 ㎛, < 5 ㎛, < 10 ㎛ 두께이고, 감지 전극(104)에 대한 접착을 회피하기 위해 점착성이거나 표면 차단의 경향이 있지 않은 것이 바람직하다. 감지 전극(104)의 표면(114) 및/또는 제1 유전층(102) 또는 코팅의 표면(116)은 표면 차단을 감소시키기 위해 패터닝되거나 텍스처링될 수도 있다.
알루미늄, 금, 은, 다른 금속, 탄소 및 전도성 폴리머가 전기 전도층(106)에 사용될 수 있다. 전기 전도층(106) 및 감지 전극(104)은 또한 전도성 잉크로부터 인쇄될 수 있다. 인쇄된 특징부의 두께는 근접도 센서(100)의 감도를 보존하기 위해 제어되어야 할 것이다.
도 2는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 전기 전도층(206)과 감지 전극(204) 사이의 거리(G)(예를 들어, 간극)를 제어하기 위해 전기 전도층(206)으로부터 감지 전극(204)을 분리하는 제1 유전층(218)을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서(200)를 도시하고 있다. 다양한 양태에서, 감지 전극(204)은 다수의 감지 요소 또는 감지 전극 어레이를 포함할 수도 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(218)은 임의의 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 일 양태에서, PET로 제조된다. 전기 전도층(206)은 예를 들어 또한 PET로 제조되는 제2 유전층(202)의 표면 상에 형성될 수도 있다. 제3 유전층(208)이, 접착제(212)를 통해 하우징(210)에 결합되는 기판(220) 백킹 재료에 감지 전극(204)을 결합한다. 제2 및 제3 유전층(202, 208)은 또한 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 예시된 양태에서 PET로 제조되며, 제2 유전층(202)은 예를 들어 12 ㎛의 두께를 갖고, 제3 유전층(208)은 예를 들어 150 ㎛의 두께를 갖는다. 일 양태에서, 제2 유전층(208)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다. 하우징(210)은 예를 들어 100 미크론 내지 300 미크론 범위, 바람직하게는 200 ㎛의 두께를 갖는 LDPE로 제조될 수도 있다.
전기 전도층(206)과 감지 전극(204) 사이의 거리(G)는, 제조 편의를 위해 또는 전기 전도층(206)이 근접도 센서(200) 패키징 하우징(210) 내에 매립되고 환경 조건에 대한 노출로 인한 열화를 쉽게 받지 않는 것을 보장하기 위해 여기에서 제1 유전층(218)으로서 도시되어 있는 별개의 유전층으로 제어될 수도 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(218)은 감지 전극(204)의 표면(214)을 커버하는 얇은 필름 또는 코팅된 또는 인쇄된 유전층일 수 있다. 제1 유전층(218)은 전기 전도층(206)으로의 다중 연결부를 통해 전극 사이의 단락을 유발할 수 있는 핀홀을 회피해야 한다. 제1 유전층(218)은 대안적으로 유전 상수가 충분히 높으면 더 두꺼운 층일 수 있다. 제1 유전층(218)은 자유 부동하거나 감지 전극(204) 또는 감지 전극(204)을 지지하는 기판(220) 백킹 재료에 접착될 수 있다. 제1 유전층(218)은 예를 들어 1 ㎛ 미만의 두께를 가질 수도 있다. 얇은 유전성 코팅은 또한 전기 전도층(206)의 표면 상에 또는 감지 전극(204)의 노출된 표면(214) 상에 제공될 수도 있다. 제1 유전층 또는 코팅은 핀홀 없이 < 0.1 ㎛, < 1 ㎛, < 3 ㎛, < 5 ㎛, < 10 ㎛ 두께이고, 감지 전극(204)에 대한 접착을 회피하기 위해 점착성이거나 표면 차단의 경향이 있지 않은 것이 바람직하다. 감지 전극(204)의 표면(214) 및/또는 제1 유전층(218) 또는 코팅의 표면(222)은 표면 차단을 감소시키기 위해 패터닝되거나 텍스처링될 수도 있다.
감지 전극(204)은 제1 유전층(218) 또는 포일층에 접착하고 감지 전극(204)과 제1 유전층(218) 또는 포일층 사이의 공기 간극의 좌굴을 제어하기 위해 각각의 전극 요소 주위 또는 전체 전극 어레이 주위에 접착제 또는 다른 체결 방법으로 체결될 수 있다.
얇은 제1 유전층(218)은 전기 전도층(206)으로부터 감지 전극(204)을 분리하는데, 이는 접지되지 않거나(전자 회로에 연결되지 않음), 접지되거나, 안테나 범위를 확장하기 위해 안테나에 연결될 수도 있다. 거리(G)는 전기 전도층(206)으로부터 감지 전극(204)의 표면(214)을 분리한다. 제1 유전층(218)이 변형으로부터 복구하기 위해 기계적 강도, 탄성 및 스프링 힘을 제공하기에 충분히 두껍고, 예를 들어, > 0.1 ㎛, > 1 ㎛, > 3 ㎛, > 5 ㎛, > 10 ㎛이지만 감도를 제공하기에 충분히 얇을 때, 예를 들어, < 25 ㎛, < 50 ㎛, < 150 ㎛일 때, 최적의 결과가 얻어진다. 제1 유전층(218)의 유전 상수가 충분히 높으면, 예를 들어 > 5, > 10, > 50, > 100이면, 제1 유전층(218)은 최대 100 내지 300 ㎛까지 더 두꺼울 수 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(218)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다.
제1 유전층(218)은 예를 들어 스퍼터링 또는 다른 퇴적/코팅 프로세스를 통해 금속화되어 있는 폴리머 필름일 수도 있다. 금속화된 필름은 전기 전도층(206)이 유전성 폴리머 필름의 기계적 특성에 상당히 영향을 미치지 않을 만큼 충분히 얇기 때문에 특히 유리하다. 전기 전도층(206)은 금속층의 일 또는 양 표면 상의 또는 감지 전극(204)의 노출된 표면 상의 유전성 코팅과 함께 또한 사용될 수 있는 얇은 금속층(예를 들어, 알루미늄 포일, 금박, 구리박, 금속 열간 또는 냉간 전사 필름)을 포함할 수도 있다. 제1 유전층(218)의 유전성 코팅은 핀홀 없이 < 0.1 ㎛, < 1 ㎛, < 3 ㎛, < 5 ㎛, < 10 ㎛ 두께이고, 감지 전극(204)에 대한 접착을 회피하기 위해 점착성이거나 표면 차단의 경향이 있지 않은 것이 바람직하다. 감지 전극(204)의 표면(214) 및/또는 제1 유전층(218) 또는 코팅의 표면(222)은 표면 차단을 감소시키기 위해 패터닝되거나 텍스처링될 수도 있다.
알루미늄, 금, 은 및 다른 금속이 전기 전도층(206)의 전도성 코팅에 사용될 수 있다. 전기 전도층(206) 및 감지 전극(204)은 또한 전도성 잉크로부터 인쇄될 수 있다. 인쇄된 특징부의 두께는 근접도 센서(200)의 감도를 보존하기 위해 제어되어야 할 것이다.
도 3은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 감지 전극(304) 주위 또는 전체 감지 전극 어레이 주위에 형성된 접착층(324)을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서(300)를 도시하고 있다. 다양한 양태에서, 감지 전극(304)은 다수의 감지 요소 또는 감지 전극 어레이를 포함할 수도 있다. 감지 전극(304)은 몇몇 로케이션에서, 특히 기생 전자 노이즈를 감소/제어하기 위해 전자 기기에 감지 전극(들)(304)을 연결하는 감지 전극 리드(들)(326) 위에 접착될 수도 있다. 도 3에 도시되어 있는 바와 같이, 접착층(324)은 제1 유전층(302)과 감지 전극 리드(들)(326) 사이에 위치된다.
다양한 양태에서, 감지 전극(304)은 다수의 감지 요소 또는 감지 전극 어레이를 포함할 수도 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(302)은 임의의 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 일 양태에서, PET로 제조된다. 제2 유전층(308)이 감지 전극(304)을 하우징(310)에 결합한다. 도시되어 있는 예에서, 제2 유전층(308)은 접착제(312)를 통해 하우징(310)에 장착된다. 제2 유전층(308)은 또한 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 도시되어 있는 양태에서 예를 들어 150 ㎛의 두께를 갖는 PET로 제조된다. 일 양태에서, 제2 유전층(308)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다. 하우징(310)은 예를 들어 100 ㎛ 내지 300 ㎛ 범위, 바람직하게는 200 ㎛의 두께를 갖는 LDPE로 제조될 수도 있다.
얇은 제1 유전층(302)은 전기 전도층(306)으로부터 감지 전극(304)을 분리하는데, 이는 접지되지 않거나(전자 회로에 연결되지 않음), 접지되거나, 안테나 범위를 확장하기 위해 안테나에 연결될 수도 있다. 거리(G)는 전기 전도층(306)으로부터 감지 전극(304)의 표면(314)을 분리한다. 제1 유전층(302)이 변형으로부터 복구하기 위해 기계적 강도, 탄성 및 스프링 힘을 제공하기에 충분히 두껍고, 예를 들어, > 1 ㎛, > 3 ㎛, > 5 ㎛, > 10 ㎛이지만 감도를 제공하기에 충분히 얇을 때, 예를 들어, < 25 ㎛, < 50 ㎛, < 150 ㎛일 때, 최적의 결과가 얻어진다. 제1 유전층(302)의 유전 상수가 충분히 높으면, 예를 들어 > 5, > 10, > 50, > 100이면, 제1 유전층(302)은 최대 100 내지 300 ㎛까지 더 두꺼울 수 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(302)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다.
제1 유전층(302)은 예를 들어 스퍼터링 또는 다른 퇴적/코팅 프로세스를 통해 금속화되어 있는 폴리머 필름일 수도 있다. 금속화된 필름은 전기 전도층(306)이 유전성 폴리머 필름의 기계적 특성에 상당히 영향을 미치지 않을 만큼 충분히 얇기 때문에 특히 유리하다. 전기 전도층(306)은 금속층의 일 또는 양 표면 상의 또는 감지 전극(304)의 노출된 표면 상의 유전성 코팅과 함께 또한 사용될 수 있는 얇은 금속층(예를 들어, 알루미늄 포일, 금박, 구리박, 금속 열간 또는 냉간 전사 필름)을 포함할 수도 있다. 제1 유전층(302)의 유전성 코팅은 핀홀 없이 < 0.1 ㎛, < 1 ㎛, < 3 ㎛, < 5 ㎛, < 10 ㎛ 두께이고, 감지 전극(304)에 대한 접착을 회피하기 위해 점착성이거나 표면 차단의 경향이 있지 않은 것이 바람직하다. 감지 전극(304)의 표면(314) 및/또는 제1 유전층(302) 또는 코팅의 표면(316)은 표면 차단을 감소시키기 위해 패터닝되거나 텍스처링될 수도 있다.
알루미늄, 금, 은 및 다른 금속이 전기 전도층(306)의 전도성 코팅에 사용될 수 있다. 전기 전도층(306) 및 감지 전극(304)은 또한 전도성 잉크로부터 인쇄될 수 있다. 인쇄된 특징부의 두께는 근접도 센서(300)의 감도를 보존하기 위해 제어되어야 할 것이다.
도 4는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 감지 전극 리드(들)(426) 위에 배치된 부가의 재료층(428)을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서(400)를 도시하고 있다. 재료층(428)은 유전체, 발포체, 또는 양면 테이프일 수도 있다. 유전체, 발포체 또는 양면 테이프는 또한 기생 전자 노이즈를 감소/제어하기 위해 감지 전극 리드(들)(426) 위에 사용될 수 있다. 이들 추가 재료층(428)은, 펄스-파형이 더 이상 충분한 충실도 또는 신호 대 노이즈로 감지될 수 없을 정도로 감지 전극(404)의 감지 요소와 피부 사이의 거리를 증가시키지 않도록 감지 전극(404)으로부터 충분히 멀리 위치되어야 한다.
다양한 양태에서, 감지 전극(404)은 다수의 감지 요소 또는 감지 전극 어레이를 포함할 수도 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(402)은 임의의 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 일 양태에서, PET로 제조된다. 제2 유전층(408)이 감지 전극(404)을 하우징(410)에 결합한다. 도시되어 있는 예에서, 제2 유전층(408)은 접착제(412)를 통해 하우징(410)에 장착된다. 제2 유전층(408)은 또한 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 도시되어 있는 양태에서 예를 들어 150 ㎛의 두께를 갖는 PET로 제조된다. 일 양태에서, 제2 유전층(408)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다. 하우징(410)은 예를 들어 100 ㎛ 내지 300 ㎛ 범위, 바람직하게는 200 ㎛의 두께를 갖는 LDPE로 제조될 수도 있다.
얇은 제1 유전층(402)은 전기 전도층(406)으로부터 감지 전극(404)을 분리하는데, 이는 접지되지 않거나(전자 회로에 연결되지 않음), 접지되거나, 안테나 범위를 확장하기 위해 안테나에 연결될 수도 있다. 거리(G)는 전기 전도층(406)으로부터 감지 전극(404)의 표면(414)을 분리한다. 제1 유전층(402)이 변형으로부터 복구하기 위해 몇몇 기계적 강도, 탄성 및 스프링 힘을 제공하기에 충분히 두껍고, 예를 들어, > 1 ㎛, > 3 ㎛, > 5 ㎛, > 10 ㎛이지만 감도를 제공하기에 충분히 얇을 때, 예를 들어, < 25 ㎛, < 50 ㎛, < 150 ㎛일 때, 최적의 결과가 얻어진다. 제1 유전층(402)의 유전 상수가 충분히 높으면, 예를 들어 > 5, > 10, > 50, > 100이면, 제1 유전층(402)은 최대 100 내지 300 ㎛까지 더 두꺼울 수 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(402)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다.
제1 유전층(402)은 예를 들어 스퍼터링 또는 다른 퇴적/코팅 프로세스를 통해 금속화되어 있는 폴리머 필름일 수도 있다. 금속화된 필름은 전기 전도층(406)이 유전성 폴리머 필름의 기계적 특성에 상당히 영향을 미치지 않을 만큼 충분히 얇기 때문에 특히 유리하다. 전기 전도층(406)은 금속층의 일 또는 양 표면 상의 또는 감지 전극(404)의 노출된 표면 상의 유전성 코팅과 함께 또한 사용될 수 있는 얇은 금속층(예를 들어, 알루미늄 포일, 금박, 구리박, 금속 열간 또는 냉간 전사 필름)을 포함할 수도 있다. 유전층(402)의 유전성 코팅은 핀홀 없이 < 1 ㎛, < 3 ㎛, < 5 ㎛, < 10 ㎛ 두께이고, 감지 전극(404)에 대한 접착을 회피하기 위해 점착성이거나 표면 차단의 경향이 있지 않은 것이 바람직하다. 감지 전극(404)의 표면(414) 및/또는 제1 유전층(402) 또는 코팅의 표면(416)은 표면 차단을 감소시키기 위해 패터닝되거나 텍스처링될 수도 있다.
알루미늄, 금, 은 및 다른 금속이 전기 전도층(406)에 사용될 수 있다. 전기 전도층(406) 및 감지 전극(404)은 전도성 잉크로부터 인쇄될 수 있다. 인쇄된 특징부의 두께는 근접도 센서(400)의 감도를 보존하기 위해 제어되어야 할 것이다.
2. 기준 센서
기준 센서는 센서 어레이의 몇몇 요소의 감도를 변조함으로써 제조될 수 있다. 이들 센서는 펄스-파형의 변화에 민감하지 않지만 대규모 모션 또는 환경 영향으로 인한 변화를 감지하는 것이 가능할 수도 있다. 기준 센서(들)로부터의 신호는 모션 또는 환경 아티팩트로 인해 발생할 수도 있는 기준선 변화를 보정하기 위해 펄스-파형 센서(들)로부터의 신호를 보정하는 데 사용될 수도 있다.
기준 센서를 생성하는 하나의 방법은 감지 전극(404)의 활성 영역에 대한 기준 센서의 전극 활성 영역의 로케이션 또는 크기를 변경하는 것이다. 기준은 펄스-파형 신호를 포착하기 위해 펄스 포인트와의 양호한 위치적 중첩이 존재할 가능성을 적게 하기 위해 더 작거나 감지 요소로부터 소정 거리에 위치될 수도 있다.
도 5는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 기준 전극(530) 및 감지 전극(504)을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서(500)를 도시하고 있다. 기준 감지 전극(530)은 감지 전극(504)에 대한 전기 전도층(506)의 모션에 영향을 미치는 피부의 모션으로 인한 위치의 작은 변화에 기준 전극(530)이 응답하는 것을 방지하기 위해 기준 전극(530)과 전기 전도층(506) 사이의 모션을 방지하기 위해 접착제, 양면 테이프, 및/또는 유전층과 같은 체결구(532)로 전극에 전기 전도층(506)(예를 들어, 포일)을 갖는 제1 유전층(502)을 부착함으로써 생성될 수도 있다. 기준 전극(530)은 전체 센서 패키지의 모션으로 인한 커패시턴스의 변화를 검출할 수 있거나 환경 조건의 변화를 검출할 수 있다.
모든 경우에, 기준 전극(530)은 감지 전극(504)의 감도에 영향을 미치거나(기계적 구속을 통해) 펄스-파형이 더 이상 충분한 충실도 또는 신호 대 노이즈로 감지될 수 없을 정도로 감지 전극(504) 요소와 피부 사이의 거리를 증가시키지 않도록 감지 전극(504)으로부터 충분히 멀리 위치되어야 한다. 기계적 구속의 영향은 감지 전극(504) 요소로부터 기준 전극(530) 요소를 기계적으로 및/또는 위치적으로 분리함으로써 완화될 수 있지만, 동일한 대규모 모션 및 환경 조건을 경험할 수 있을 정도로 충분히 유사한 위치에 이들을 위치시키는 데 주의가 기울어져야 한다.
감지 전극(504)은 펄스-파형으로 인한 작은 변화 뿐만 아니라 더 큰 모션 및 환경적으로 유도된 변화의 모두를 검출할 것이다. 다양한 양태에서, 감지 전극(504) 및 기준 전극(530)은 각각 다수의 감지 요소 또는 감지 전극 어레이를 포함할 수도 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(502)은 임의의 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 일 양태에서, PET로 제조된다. 제2 유전층(508)이 감지 전극(504) 및 기준 전극(530)을 하우징(510)에 결합한다. 도시되어 있는 예에서, 제2 유전층(508)은 접착제(512)를 통해 하우징(510)에 장착된다. 제2 유전층(508)은 또한 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 도시되어 있는 양태에서 예를 들어 150 ㎛의 두께를 갖는 PET로 제조된다. 일 양태에서, 제2 유전층(508)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다. 하우징(510)은 예를 들어, 100 ㎛ 내지 300 ㎛ 및 바람직하게는 200 ㎛의 두께를 갖는 LDPE로 제조될 수도 있다.
얇은 제1 유전층(502)은 전기 전도층(506)으로부터 감지 전극(504) 및 기준 전극(530)을 분리하는데, 이는 접지되지 않거나(전자 회로에 연결되지 않음), 접지되거나, 안테나 범위를 확장하기 위해 안테나에 연결될 수도 있다. 거리(G)는 전기 전도층(506)으로부터 감지 전극(504)의 표면(514)을 분리한다. 제1 유전층(502)이 변형으로부터 복구하기 위해 몇몇 기계적 강도, 탄성 및 스프링 힘을 제공하기에 충분히 두껍고, 예를 들어, > 1 ㎛, > 3 ㎛, > 5 ㎛, > 10 ㎛이지만 감도를 제공하기에 충분히 얇을 때, 예를 들어, < 25 ㎛, < 50 ㎛, < 150 ㎛일 때, 최적의 결과가 얻어진다. 제1 유전층(502)의 유전 상수가 충분히 높으면, 예를 들어 > 5, > 10, > 50, > 100이면, 제1 유전층(502)은 최대 100 내지 300 ㎛까지 더 두꺼울 수 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(502)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다.
제1 유전층(502)은 예를 들어 스퍼터링 또는 다른 퇴적/코팅 프로세스를 통해 금속화되어 있는 폴리머 필름일 수도 있다. 금속화된 필름은 금속 코팅이 유전성 폴리머 필름의 기계적 특성에 상당히 영향을 미치지 않을 만큼 충분히 얇기 때문에 특히 유리하다. 전기 전도층(506)은 금속층의 일 또는 양 표면 상의 또는 감지 전극(504)의 노출된 표면 상의 유전성 코팅과 함께 또한 사용될 수 있는 얇은 금속층(예를 들어, 알루미늄 포일, 금박, 구리박, 금속 열간 또는 냉간 전사 필름)을 포함할 수도 있다. 제1 유전층(502)의 유전성 코팅은 핀홀 없이 < 1 ㎛, < 3 ㎛, < 5 ㎛, < 10 ㎛ 두께이고, 감지 전극(504)에 대한 접착을 회피하기 위해 점착성이거나 표면 차단의 경향이 있지 않은 것이 바람직하다. 감지 전극(504)의 표면(514) 및/또는 제1 유전층(502) 또는 코팅의 표면(516)은 표면 차단을 감소시키기 위해 패터닝되거나 텍스처링될 수도 있다.
알루미늄, 금, 은 및 다른 금속이 전기 전도층(506)에 사용될 수 있다. 전기 전도층(506) 및 감지 전극(504)은 전도성 잉크로부터 인쇄될 수 있다. 인쇄된 특징부의 두께는 근접도 센서(500)의 감도를 보존하기 위해 제어되어야 할 것이다.
도 6은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 감지 전극(604)과 함께 사용된 재료보다 상당히 더 두껍고 그리고/또는 상당히 더 낮은 유전 상수를 갖는 기준 전극(630) 상에 부착되거나 코팅된 유전성 재료(634)의 층을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서(600)를 도시하고 있다. 다양한 양태에서, 유전성 재료의 층(634)은 전극 어레이의 다른 (감지) 전극(604)과 함께 사용되는 재료보다 상당히 더 두껍고 그리고/또는 상당히 더 낮은 유전 상수를 갖는 전극 어레이의 몇몇 기준 전극(630) 상에 부착되거나 코팅될 수 있다.
단일 또는 다중 전극 요소의 감도는 감지 전극(604)의 어레이에서 변조될 수 있다. 다중 기준 전극(630)이 사용되면, 이들은 상이한 감도를 갖도록 맞춤화될 수 있다. 감지/기준 전극(604, 630)의 쌍이 차동 모드에서 사용되면, 감지/기준 전극(604, 630) 요소 중 하나 또는 모두는 쌍에서 둔감해질 수도 있다. 하나의 신호를 다른 신호로부터 차감하는 것을 용이하게 하기 위해 유사한 전체 신호 레벨, 화이트 노이즈 및/또는 배경 신호 레벨을 갖도록 기준 전극(630) 및 감지 전극(604)을 구성하는 것이 유리할 수도 있다.
모든 경우에, 기준 전극(630)은 감지 전극(604)의 감도에 영향을 미치거나(기계적 구속을 통해) 펄스-파형이 더 이상 충분한 충실도 또는 신호 대 노이즈로 감지될 수 없을 정도로 감지 전극(604) 요소와 피부 사이의 거리를 증가시키지 않도록 감지 전극(604)으로부터 충분히 멀리 위치되어야 한다. 기계적 구속의 영향은 감지 전극(604) 요소로부터 기준 전극(630) 요소를 기계적으로 및/또는 위치적으로 분리함으로써 완화될 수 있지만, 동일한 대규모 모션 및 환경 조건을 경험할 수 있을 정도로 충분히 유사한 위치에 이들을 위치시키는 데 주의가 기울어져야 한다. 기계적으로 격리된 감지 요소의 경우, 커버 필름 또는 밀봉제 재료(636)가 유체의 쉬운 침입을 방지하는 데 사용될 수도 있다.
감지 전극(604)은 펄스-파형으로 인한 작은 변화 뿐만 아니라 더 큰 모션 및 환경적으로 유도된 변화의 모두를 검출할 것이다. 다양한 양태에서, 감지 전극(604) 및 기준 전극(630)은 각각 다수의 감지 요소 또는 감지 전극 어레이를 포함할 수도 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(602)은 임의의 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 일 양태에서, PET로 제조된다. 도면에 도시되어 있는 바와 같이, 감지 전극(604)과 기준 전극(630)은 기계적으로 격리되어 있어 감지 전극(604)이 제2 유전층(608a)을 통해 제1 하우징(610a)에 결합되게 되고 기준 전극(630)은 제3 유전층(608b)을 통해 제2 하우징(610b)에 결합되게 된다. 제1 및 제2 하우징(610a, 610b)의 모두는 커버 필름 또는 밀봉제 재료(636)에 의해 커버된다. 도시되어 있는 예에서, 제2 유전층(608a)은 접착제(612a)를 통해 제1 하우징(610a)에 장착되고, 제3 유전층(608b)은 접착제(612b)를 통해 제2 하우징(610b)에 장착된다. 제2 및 제3 유전층(608a, 608b)은 또한 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 도시되어 있는 양태에서 예를 들어 150 ㎛의 두께를 각각 갖는 PET로 제조된다. 일 양태에서, 제2 및 제3 유전층(608a, 608b)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 각각 갖는다. 하우징(610a, 610b)은 예를 들어, 100 ㎛ 내지 300 ㎛ 및 바람직하게는 200 ㎛의 두께를 각각 갖는 LDPE로 제조될 수도 있다.
얇은 제1 유전층(602)은 전기 전도층(606)으로부터 감지 전극(604) 및 기준 전극(630)을 분리하는데, 이는 접지되지 않거나(전자 회로에 연결되지 않음), 접지되거나, 안테나 범위를 확장하기 위해 안테나에 연결될 수도 있다. 거리(G)는 전기 전도층(606)으로부터 감지 전극(604)의 표면(614)을 분리한다. 제1 유전층(602)이 변형으로부터 복구하기 위해 몇몇 기계적 강도, 탄성 및 스프링 힘을 제공하기에 충분히 두껍고, 예를 들어, > 1 ㎛, > 3 ㎛, > 5 ㎛, > 10 ㎛이지만 감도를 제공하기에 충분히 얇을 때, 예를 들어, < 25 ㎛, < 50 ㎛, < 150 ㎛일 때, 최적의 결과가 얻어진다. 제1 유전층(602)의 유전 상수가 충분히 높으면, 예를 들어 > 5, > 10, > 50, > 100이면, 제1 유전층(602)은 최대 100 내지 300 ㎛까지 더 두꺼울 수 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(602)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다.
제1 유전층(602)은 예를 들어 스퍼터링 또는 다른 퇴적/코팅 프로세스를 통해 금속화되어 있는 폴리머 필름일 수도 있다. 금속화된 필름은 전기 전도층(606)이 유전성 폴리머 필름의 기계적 특성에 상당히 영향을 미치지 않을 만큼 충분히 얇기 때문에 특히 유리하다. 전기 전도층(606)은 금속층의 일 또는 양 표면 상의 또는 감지 전극(604)의 노출된 표면 상의 유전성 코팅과 함께 또한 사용될 수 있는 얇은 금속층(예를 들어, 알루미늄 포일, 금박, 구리박, 금속 열간 또는 냉간 전사 필름)을 포함할 수도 있다. 유전층(602)의 유전성 코팅은 핀홀 없이 < 1 ㎛, < 3 ㎛, < 5 ㎛, < 10 ㎛ 두께이고, 감지 전극(604)에 대한 접착을 회피하기 위해 점착성이거나 표면 차단의 경향이 있지 않은 것이 바람직하다. 감지 전극(604)의 표면(614) 및/또는 제1 유전층(602) 또는 코팅의 표면(616)은 표면 차단을 감소시키기 위해 패터닝되거나 텍스처링될 수도 있다.
알루미늄, 금, 은 및 다른 금속이 전기 전도층(606)에 사용될 수 있다. 전기 전도층(606) 및 감지 전극(604)은 전도성 잉크로부터 인쇄될 수 있다. 인쇄된 특징부의 두께는 근접도 센서(600)의 감도를 보존하기 위해 제어되어야 할 것이다.
3. 개선된 합치성을 위한 발포층
도 7은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 합치성을 제공하고 기준 전극(730) 요소와 감지 전극(704) 요소의 모두가 피부에 유사한 접촉을 갖는 것을 보장하기 위해 손목 밴드와 같은 장착 구조체(740)와 센서 요소(예를 들어, 감지 전극(704) 및 기준 전극(730)) 사이에 배치된 발포층(738)을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서(700)를 도시하고 있다. 감지 및 기준 전극 요소(704, 730)와 손목 밴드와 같은 장착 구조체(740) 사이의 발포층(738)은 합치성을 제공하고 감지 및 기준 전극 요소(704, 730)의 모두가 피부에 유사한 접촉을 갖는 것을 보장하기 위해 사용될 수도 있다. 감지 및 기준 전극 요소(704, 730)는 선택적으로, 감지 전극(704)이 제2 유전층(708a)을 통해 제1 하우징(710a)에 결합되고 기준 전극(730)이 제3 유전층(708b)을 통해 제2 하우징(710b)에 결합되도록 도면에 도시되어 있는 바와 같이 기계적으로 격리될 수도 있다.
밴드(또는 장착 구조체(740)) 자체는 EVA 크래프트 발포체, 클린와이프 발포체 또는 의료용 발포체(예를 들어, 3M 9776, 3M 1772, 또는 Rosidal 77362)와 같은 발포체일 수도 있다. 압축성, 통기성 및/또는 신축성이 있지만 감지 및 기준 전극(704, 730) 어레이를 위한 지지 재료 및 후크-앤-루프 재료, 아일릿 및 버클 걸쇠, 캠 버클 및 접착제와 같은 상이한 체결 메커니즘으로서 사용을 위해 충분한 기계적 무결성을 제공하는 소형셀, 개방셀 발포체를 사용하는 것이 유리하다. 적은 기계적 무결성을 갖는 발포층(738)을 위한 재료는 후크-앤-루프 체결구를 위해 사용되는 루프 직물과 같은 다른 재료에 대한 적층에 의해 지지될 수 있다. 발포층(738) 및/또는 부가의 적층된 재료는 신축성 및 통기성을 증가시키기 위해 몇몇 섹션에서 천공될 수도 있다. 상이한 주파수 범위 내에서 기계적 자극의 영향을 부분적으로 또는 전체적으로 흡수할 수 있는 점탄성 또는 소산 재료의 하나 이상의 구역/층의 사용은 상이한 종류의 모션, 진동 또는 환경 영향으로부터 발생하는 신호 아티팩트의 완화를 보조하기 위해 바람직할 수도 있다. 이들 소산 재료는 디바이스의 장착 구조체(740)에 통합되거나 환경으로부터 환자의 사지 또는 신체를 부분적으로 격리하는 액세서리로서 사용될 수도 있다.
모든 경우에, 기준 전극(730)은 감지 전극(704)의 감도에 영향을 미치거나(기계적 구속을 통해) 펄스-파형이 더 이상 충분한 충실도 또는 신호 대 노이즈로 감지될 수 없을 정도로 감지 전극(704) 요소와 피부 사이의 거리를 증가시키지 않도록 감지 전극(704)으로부터 충분히 멀리 위치되어야 한다. 기계적 구속의 영향은 감지 전극(704) 요소로부터 기준 전극(730) 요소를 기계적으로 및/또는 위치적으로 분리함으로써 완화될 수 있지만, 동일한 대규모 모션 및 환경 조건을 경험할 수 있을 정도로 충분히 유사한 위치에 이들을 위치시키는 데 주의가 기울어져야 한다. 기계적으로 격리된 감지 요소의 경우, 커버 필름 또는 밀봉제 재료가 유체의 쉬운 침입을 방지하는 데 사용될 수도 있다.
감지 전극(704)은 펄스-파형으로 인한 작은 변화 뿐만 아니라 더 큰 모션 및 환경적으로 유도된 변화의 모두를 검출할 것이다. 다양한 양태에서, 감지 전극(704) 및 기준 전극(730)은 각각 다수의 감지 요소 또는 감지 전극 어레이를 포함할 수도 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(702)은 임의의 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 일 양태에서, PET로 제조된다. 도면에 도시되어 있는 바와 같이, 감지 전극(704)과 기준 전극(730)은 기계적으로 격리되어 있어 감지 전극(704)이 제2 유전층(708a)을 통해 제1 하우징(710a)에 결합되게 되고 기준 전극(730)은 제3 유전층(708b)을 통해 제2 하우징(710b)에 결합되게 된다. 도시되어 있는 예에서, 제2 유전층(708a)은 접착제(712a)를 통해 제1 하우징(710a)에 장착되고, 제3 유전층(708b)은 접착제(712b)를 통해 제2 하우징(710b)에 장착된다. 제2 및 제3 유전층(708a, 708b)은 또한 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 도시되어 있는 양태에서 예를 들어 150 ㎛의 두께를 각각 갖는 PET로 제조된다. 일 양태에서, 제2 및 제3 유전층(708a, 708b)의 각각은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다. 하우징(710a, 710b)은 예를 들어 100 ㎛ 내지 300 ㎛, 바람직하게는 200 ㎛의 두께를 각각 갖는 LDPE로 제조될 수도 있다.
얇은 제1 유전층(702)은 전기 전도층(706)으로부터 감지 전극(704) 및 기준 전극(730)을 분리하는데, 이는 접지되지 않거나(전자 회로에 연결되지 않음), 접지되거나, 안테나 범위를 확장하기 위해 안테나에 연결될 수도 있다. 거리(G)는 전기 전도층(706)으로부터 감지 전극(704)의 표면(714)을 분리한다. 제1 유전층(702)이 변형으로부터 복구하기 위해 몇몇 기계적 강도, 탄성 및 스프링 힘을 제공하기에 충분히 두껍고, 예를 들어, > 1 ㎛, > 3 ㎛, > 5 ㎛, > 10 ㎛이지만 감도를 제공하기에 충분히 얇을 때, 예를 들어, < 25 ㎛, < 50 ㎛, < 150 ㎛일 때, 최적의 결과가 얻어진다. 제1 유전층(702)의 유전 상수가 충분히 높으면, 예를 들어 > 5, > 10, > 50, > 100이면, 제1 유전층(702)은 최대 100 내지 300 ㎛까지 더 두꺼울 수 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(702)은 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 갖는다.
제1 유전층(702)은 예를 들어 스퍼터링 또는 다른 퇴적/코팅 프로세스를 통해 금속화되어 있는 폴리머 필름일 수도 있다. 금속화된 필름은 전기 전도층(706)이 유전성 폴리머 필름의 기계적 특성에 상당히 영향을 미치지 않을 만큼 충분히 얇기 때문에 특히 유리하다. 전기 전도층(706)은 금속층의 일 또는 양 표면 상의 또는 감지 전극(704)의 노출된 표면 상의 유전성 코팅과 함께 또한 사용될 수 있는 얇은 금속층(예를 들어, 알루미늄 포일, 금박, 구리박, 금속 열간 또는 냉간 전사 필름)을 포함할 수도 있다. 유전층(702)의 유전성 코팅은 핀홀 없이 < 1 ㎛, < 3 ㎛, < 5 ㎛, < 10 ㎛ 두께이고, 감지 전극(704)에 대한 접착을 회피하기 위해 점착성이거나 표면 차단의 경향이 있지 않은 것이 바람직하다. 감지 전극(704)의 표면(714) 및/또는 제1 유전층(702) 또는 코팅의 표면(716)은 표면 차단을 감소시키기 위해 패터닝되거나 텍스처링될 수도 있다.
알루미늄, 금, 은 및 다른 금속이 전기 전도층(706)에 사용될 수 있다. 전기 전도층(706) 및 감지 전극(704)은 전도성 잉크로부터 인쇄될 수 있다. 인쇄된 특징부의 두께는 근접도 센서(700)의 감도를 보존하기 위해 제어되어야 할 것이다.
도 8은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 감지 전극(804)으로부터 기판층(838)의 대향 측면에 위치된 기준 전극(830)을 갖는 자유 부동 포일 구성을 갖는 예시적인 근접도 센서(800)를 도시하고 있다. 몇몇 경우에, 감지 전극(804)으로부터 기판층(838)의 대향 측면에 기준 전극(830)을 배치하는 것이 유리할 수도 있다. 이는 기준 전극(830) 센서가 감지 전극(804) 센서와 유사한 모션을 경험하지만 펄스 신호에 대한 상당히 더 낮은 노출을 갖는 것을 가능하게 한다. 기판층(838)은 이들에 한정되는 것은 아니지만, 발포체, 천, 유전성 재료, 전도성 재료, 가죽, 플라스틱, 및 이들 재료의 조합을 포함하는 임의의 재료로 제조될 수도 있다.
감지 전극(804)은 기판층(838)의 일 측면에 위치되고 제2 유전층(818)에 의해 제1 유전층(802)의 전기 전도층(806)으로부터 분리된다. 밀봉제 층(836)(예를 들어, Tegaderm)이 전기 전도층(806)에 대향하는 측면에서 제1 유전층(802)을 커버한다.
기준 전극(830)은 기판층(838)의 다른 측면에 위치되고 제4 유전층(844)에 의해 제3 유전층(848)의 전기 전도층(846)으로부터 분리된다. 기준 전극(830) 센서 스택은 장착 구조체(840) 내에 매립된다.
밴드(또는 장착 구조체(840)) 자체는 EVA 크래프트 발포체, 클린와이프 발포체 또는 의료용 발포체(예를 들어, 3M 9776, 3M 1772, 또는 Rosidal 77362)와 같은 발포체일 수도 있다. 압축성, 통기성 및/또는 신축성이 있지만 감지 및 기준 전극(804, 830) 어레이를 위한 지지 재료 및 후크-앤-루프 재료, 아일릿 및 버클 걸쇠, 캠 버클 및 접착제와 같은 상이한 체결 메커니즘으로서 사용을 위해 충분한 기계적 무결성을 제공하는 소형셀, 개방셀 발포체를 사용하는 것이 유리하다. 적은 기계적 무결성을 갖는 기판층(838)을 위한 재료는 후크-앤-루프 체결구를 위해 사용되는 루프 직물과 같은 다른 재료에 대한 적층에 의해 지지될 수 있다. 기판층(838) 및/또는 부가의 적층된 재료는 신축성 및 통기성을 증가시키기 위해 몇몇 섹션에서 천공될 수도 있다. 상이한 주파수 범위 내에서 기계적 자극의 영향을 부분적으로 또는 전체적으로 흡수할 수 있는 점탄성 또는 소산 재료의 하나 이상의 구역/층의 사용은 상이한 종류의 모션, 진동 또는 환경 영향으로부터 발생하는 신호 아티팩트의 완화를 보조하기 위해 바람직할 수도 있다. 이들 소산 재료는 디바이스의 장착 구조체(840)에 통합되거나 환경으로부터 환자의 사지 또는 신체를 부분적으로 격리하는 액세서리로서 사용될 수도 있다.
모든 경우에, 기준 전극(830)은 감지 전극(804)의 감도에 영향을 미치거나(기계적 구속을 통해) 펄스-파형이 더 이상 충분한 충실도 또는 신호 대 노이즈로 감지될 수 없을 정도로 감지 전극(804) 요소와 피부 사이의 거리를 증가시키지 않도록 감지 전극(804)으로부터 충분히 멀리 위치되어야 한다. 기계적 구속의 영향은 감지 전극(804) 요소로부터 기준 전극(830) 요소를 기계적으로 및/또는 위치적으로 분리함으로써 완화될 수 있지만, 동일한 대규모 모션 및 환경 조건을 경험할 수 있을 정도로 충분히 유사한 위치에 이들을 위치시키는 데 주의가 기울어져야 한다. 기계적으로 격리된 감지 요소의 경우, 커버 필름 또는 밀봉제 재료(836)가 유체의 쉬운 침입을 방지하는 데 사용될 수도 있다.
감지 전극(804)은 펄스-파형으로 인한 작은 변화 뿐만 아니라 더 큰 모션 및 환경적으로 유도된 변화의 모두를 검출할 것이다. 다양한 양태에서, 감지 전극(804) 및 기준 전극(830)은 각각 다수의 감지 요소 또는 감지 전극 어레이를 포함할 수도 있다. 일 양태에서, 제1 및 제3 유전층(802, 848)은 임의의 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 일 양태에서, PET로 제조된다. 제2 및 제4 유전층(818, 844)은 또한 적합한 폴리머로 제조될 수도 있고, 도시되어 있는 양태에서 예를 들어 150 ㎛의 두께를 각각 갖는 PET로 제조된다.
얇은 제1 및 제3 유전층(802, 848)은 각각의 전기 전도층(806, 846)으로부터 감지 전극(804) 및 기준 전극(830)을 분리하는데, 이는 접지되지 않거나(전자 회로에 연결되지 않음), 접지되거나, 안테나 범위를 확장하기 위해 안테나에 연결될 수도 있다. 거리(G1)는 전기 전도층(806)으로부터 감지 전극(804)의 표면(814)을 분리한다. 거리(G2)는 전기 전도층(846)으로부터 기준 전극(830)의 표면(842)을 분리한다. 제1 및 제3 유전층(802, 848)이 변형으로부터 복구하기 위해 몇몇 기계적 강도, 탄성 및 스프링 힘을 제공하기에 충분히 두껍고, 예를 들어, > 1 ㎛, > 3 ㎛, > 5 ㎛, > 10 ㎛이지만 감도를 제공하기에 충분히 얇을 때, 예를 들어, < 25 ㎛, < 50 ㎛, < 150 ㎛일 때, 최적의 결과가 얻어진다. 제1 및 제3 유전층(802, 848)의 유전 상수가 충분히 높으면, 예를 들어 > 5, > 10, > 50, > 100이면, 제1 및 제3 유전층(802, 848)은 최대 100 내지 300 ㎛까지 더 두꺼울 수 있다. 일 양태에서, 제1 및 제3 유전층(802, 846)은 각각 최대 150 ㎛, 바람직하게는 최대 50 ㎛, 더 바람직하게는 1 ㎛ 내지 25 ㎛의 두께를 가질 수도 있다.
제1 및 제3 유전층(802, 848)은 예를 들어 스퍼터링 또는 다른 퇴적/코팅 프로세스를 통해 금속화되어 있는 폴리머 필름으로 제조될 수도 있다. 금속화된 필름은 전기 전도층(806, 846)이 유전성 폴리머 필름의 기계적 특성에 상당히 영향을 미치지 않을 만큼 충분히 얇기 때문에 특히 유리하다. 전기 전도층(806, 846)은 금속층의 일 또는 양 표면 상의 또는 감지 또는 기준 전극(804, 830)의 노출된 표면 상의 유전성 코팅과 함께 또한 사용될 수 있는 얇은 금속층(예를 들어, 알루미늄 포일, 금박, 구리박, 금속 열간 또는 냉간 전사 필름)을 포함할 수도 있다. 유전층(702)의 유전성 코팅은 핀홀 없이 < 1 ㎛, < 3 ㎛, < 5 ㎛, < 10 ㎛ 두께이고, 감지 또는 기준 전극(804, 830)에 대한 접착을 회피하기 위해 점착성이거나 표면 차단의 경향이 있지 않은 것이 바람직하다. 감지 및 기준 전극(804, 830)의 표면(814, 842) 및/또는 제2 및 제4 유전층(818, 844) 또는 코팅의 표면(816, 850)은 표면 차단을 감소시키기 위해 패터닝되거나 텍스처링될 수도 있다.
알루미늄, 금, 은 및 다른 금속이 전기 전도층(806, 846)의 전도성 코팅에 사용될 수 있다. 전기 전도층(806, 846) 및 감지 또는 기준 전극(804, 830)의 전도성 코팅은 전도성 잉크로부터 인쇄될 수 있다. 인쇄된 특징부의 두께는 근접도 센서(800)의 감도를 보존하기 위해 제어되어야 할 것이다.
4. 재료 선택
센서 부착: 다수의 재료가 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300)의 센서 어레이를 피부에 체결하기 위해 밴드, 패치, 또는 다른 방법에 사용될 수 있다. 재료는 편안함 및 사용의 용이성을 위해, 가요성이고, 얇고, 약간 탄성 또는 신축성이고, 선택적으로 다소 통기성(반투과성 또는 반폐색성) 및 방수성일 수도 있다. 몇몇 바람직한 재료는 자체 접착성 붕대 재료(예를 들어, 3M Coban), 의료용 테이프(예를 들어, 3M Microfoam 수술용 테이프), 키네시올로지 테이프(kinesiology tape)(예를 들어, RockTape 또는 TheraBand), EVA 발포체, 클린와이프 발포체(예를 들어, Foamtec Cleanwipes), 유아용 ID 밴드를 위해 사용되는 바와 같은 발포체(예를 들어, PDC Precision 신생아 밴드 또는 GBS EasyID 밴드), 의료용 발포체(예를 들어, 3M 9776), 실리콘, 폴리우레탄, 스티렌 공중합체, 아크릴 공중합체, 플루오르화 공중합체, 폴리올레핀, 에틸렌 비닐 아세테이트, 네오프렌, PVC 및 유사한 열가소성 및 열경화성 탄성중합체를 포함한다. 재료는 신축성 또는 통기성을 위한 텍스처 및/또는 절결부 또는 천공부를 갖거나 갖지 않는 고체 재료 또는 발포체, 또는 직조 또는 부직포 직물, 또는 이들(예를 들어, Goretex 직물, NexCare 붕대, Tegaderm 드레싱, Glad Press'n Seal 랩)의 조합(예를 들어, 라미네이트 또는 접착/연결/봉제 섹션)일 수도 있다. 신체 부위 주위 또는 피부 상에 밴드를 체결하기 위해, 이들 재료는 자체 접착성이거나 상당한 표면 점착성을 가질 수 있거나 후크-앤-루프 재료(예를 들어, 벨크로), 접착제(실리콘, 아크릴레이트, 폴리우레탄을 포함함), 또는 시계줄형 버클 또는 걸쇠를 갖는 섹션을 사용할 수도 있다. 표면 점착성을 갖는 재료(예를 들어, 실리콘 또는 Fabrifoam), 키네시올로지 테이프(예를 들어, RockTape 또는 Kinesio 테이프) 또는 나노구조화된 건식 접착 표면(예를 들어, Setex)과 같은 접착제로 백킹된 재료가 피부에 대한 센서 어레이의 모션을 최소화하는 데 사용될 수 있다. 금속, 가죽, 실리콘, 폴리우레탄 및 다른 폴리머 재료의 상업용 시계줄이 또한 장기간 사용을 위해 사용되었다. 무라텍스(Latex-free) 및 무니켈(nickel-free) 재료가 알레르기 반응이나 피부 자극을 회피하기 위해 바람직하다.
도 9는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300)와 같은, 자유 부동 포일 구성을 갖는 근접도 센서에 대한 예시적인 부착 구조체(900)의 일 도면을 도시하고 있는데, 여기서 부착 구조체는 밴드, 패치, 또는 센서 어레이를 피부에 체결하기 위한 다른 방법을 위해 사용되는 다수의 재료를 포함한다.
도 10은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 단면 라인 10-10을 따라 취한, 도 9에 도시되어 있는 예시적인 부착 구조체(900)의 단면도를 도시하고 있다.
도 11은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 라인 11을 따라 취한, 도 10에 도시되어 있는 예시적인 부착 구조체(900)의 단면도의 상세도를 도시하고 있다.
이제, 도 9 내지 도 11을 참조하면, 센서 조립체는 제조 프로세스를 단순화하기 위해 밴드의 조립 전에, 예를 들어 다이 절단 스티커로서 함께 적층될 수 있는 재료층을 포함할 수도 있다. 이 스티커를 생성하기 위해 상이한 재료의 패치의 아일랜드 적층(island lamination)을 사용하는 것이 유리할 수도 있는데, 여기서 접착제가 패치의 둘레 주위에만 도포되어, 패치의 중앙에 있는 일부 또는 모든 재료가 독립적으로 이동하는 것을 가능하게 한다. 부착 구조체(900)는 3개의 재료(902 - 906), 접착 측면(908) 및 금속화된 측면(910)을 포함한다.
일 예에서, 제1 재료(902)는 < 5 ㎛ 두께의 PET 필름일 수도 있고, 제2 재료(904)는 금속화된 측면(910) 상에서 알루미늄으로 금속화된 ~12 ㎛ 두께의 PET 필름일 수도 있고, 제3 재료(906)는 ~25 ㎛ 총 두께의 일 접착 측면(908)에 접착제를 갖는 폴리우레탄 필름일 수도 있다. 제2 재료(904)의 패치는 제3 재료(906)의 패치에 접착될 수도 있다. 제1 재료(902)의 더 큰 패치가 이어서 제2 및 제3 재료(904, 906)의 복합재에 적층될 수도 있어 도 9 내지 도 11에 도시되어 있는 바와 같이 제2 재료(904)의 패치의 둘레 주위에 접착되게 된다.
다른 예에서, 접착제는 제2 재료(904) 상의 패치 영역의 둘레를 정의하는 패턴으로서 접착 측면(908) 상에 인쇄될 수도 있다. 제1 재료(902)는 이어서 제2 재료(904) 상에 적층된다. 제1 및 제2 재료(902, 904)의 복합재는 이어서 다이 절단, 레이저 절단, 또는 다른 방식으로 싱귤레이팅되고(singulated), 따라서 이는 이어서 제3 재료(906) 상에 아일랜드 적층될 수 있다.
예시적인 조립 프로세스는 이하의 것을 포함할 수도 있다: (1) 예를 들어 적층된 의료용 발포체 및 루프 재료에 의해 제조된 밴드 또는 PDC 또는 GBS로부터의 것들과 같은 미리 제조된 식별 밴드에 슬릿을 형성하고, 이 슬릿을 통해 센서 어레이용 센서 플렉스 회로를 삽입함. 센서 플렉스 회로는 선택적으로 밴드에 접착됨; (2) 센서 플렉스 회로를 제자리에 유지하고 밀봉하기 위해 스티커를 사용함; (3) 전자 기기를 플렉스 회로에 연결함.
도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300)를 위한 전자 기기 또는 센서 패키징은 재사용 가능한 전자 기기를 위한 또는 센서 요소를 위한 일회용 패키징으로서 또한 사용될 수 있는 접착성 또는 차단(자체 접착) 표면(예를 들어, 폴리올레핀 팩킹 테이프, Tegaderm 드레싱, Glad Press'n Seal 랩, 실리콘 또는 폴리우레탄 필름)을 갖는 필름을 포함할 수도 있다. 이들 재료는 전자 기기, 배터리/전원 및/또는 센서 어레이 주위에 랩핑되고 접착제, 양면 테이프 또는 후크-앤-루프 재료, 스냅 또는 다른 저가의 낮은 프로파일 부착 방법으로 밴드 또는 패치에 부착될 수 있다.
다른 양태에서, 압입 끼워맞춤 클로저 또는 스냅 끼워맞춤부로 가역적으로 밀봉될 수 있는 몰딩된 케이스 또는 클램쉘 하우징이 채용될 수도 있다. 이들에 적합한 재료는 실리콘, 폴리우레탄, 폴리올레핀, 아크릴레이트, 폴리에스테르, PETG, EVA 및 이들 재료의 공중합체 및 블렌드를 포함한다. 진공 성형 또는 열성형, 사출 성형, 회전 주조, 블로우 성형 또는 반응 사출 성형이 하우징을 제조하는 데 사용될 수 있다.
재맞물림 가능한 접점이 전자 모듈과 센서/전극 리드 사이에 제공될 수도 있다. 일 양태에서, 인쇄된 전도성 탄성중합체 범프는 탄성적으로 압축 가능한 재맞물림 가능한 접점을 위해 제공될 수도 있다.
일 양태에서, 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 전자 기기 및/또는 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300)를 위한 배터리/전원의 일부 또는 모두는 센서 어레이와 별개의 모듈 또는 "페블"로 패키징된다. 전자 모듈은 캡슐화되거나 밀봉될 수도 있다. 센서 어레이와 전자 모듈 및/또는 배터리/전원 사이의 전기적 접촉을 설정하기 위해, 사용이 쉽고 저가인 구성요소를 전기적으로 연결하는 구조체를 사용하는 것이 유리할 수 있다. 하나의 이러한 방법은 센서 어레이의 리드 상에 탄성중합성 연결 지점을 인쇄, 스텐실 또는 몰딩하는 것을 포함한다. 재료는 탄성중합성 전도성 폴리머 제형 또는 탄소 또는 금속 충전된 폴리머 복합재, 예를 들어, 폴리머 땜납 범프에 사용되는 전도성 잉크일 수 있다. 고프로파일 구조, 바람직하게는 > 0.25 mm, > 0.5 mm, > 1 mm 높이를 생성하기 위해 빠르게 경화될 수도 있는 요변성 재료를 사용하는 것이 유리할 수 있다. 높은 3-d 또는 에어로졸 제트 프린터가 또한 높은 프로파일 구조를 생성하는 데 사용될 수 있다. 다소 유연성, 탄성중합성이고 상당한 영구 압축 줄음율(compression set)을 나타내지 않는 재료가 소량의 압축력으로 센서 전극 리드(들) 상의 전도성 범프(들)와 전자 모듈 상의 전도성 패드(들)를 접촉시에 소정 정도의 변형을 가능하게 하는 데 바람직하다. 하나의 이러한 재료는 공기 작동식 접착제 또는 땜납 페이스트 분배기로 분배될 수 있는 ThreeBond TB3333E 은 충전 실리콘이다.
도 12는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 탄성적으로 압축 가능한 재맞물림 가능한 접점(1002)을 형성하기 위한 인쇄된 전도성 탄성중합체 전도성 범프(1014)를 갖는 센서/전극 리드(1006)와 전자 모듈(1004) 사이의 재맞물림 가능한 접점(1002)을 포함하는 예시적인 근접도 센서(1000)를 도시하고 있다. 근접도 센서(1000)는 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300) 중 어느 하나를 나타낸다. 재맞물림 가능한 접점(1002)은 근접도 센서(1000)를 지지하는 센서 요소 기판(1008) 상의 센서/전극 리드(1006)를 전자 모듈(1004) 상에 위치된 전도성 패드(1010)에 전기적으로 연결한다. 일 양태에서, 재맞물림 가능한 접점(1002)의 탄성중합체 전도성 범프(1014)는 도 13과 관련하여 이하에 설명되는 프로세스에 따라 요변성 탄성중합성 전도성 잉크로 형성된다.
도 13은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 탄성적으로 압축 가능한 재맞물림 가능한 접점을 위한 도 12, 도 14 및 도 15에 도시되어 있는 전도성 탄성중합체 범프(1002)를 인쇄하는 예시적인 방법(1100)을 도시하고 있다. 도 12 및 도 13을 참조하면, 방법(1100)은 기판(1008) 상의 센서 요소 전극, 리드(1006), 및 연결 지점을 위한 전도성 잉크(1014)를 인쇄하는 단계(1102)를 포함한다. 선택적으로, 방법(1100)은 연결 지점을 엠보싱하는 단계(1104)를 포함한다. 방법(1100)은 엠보싱된 연결 지점 위에 전도성 잉크(1014)를 인쇄하는 단계(1106)를 포함한다. 재사용 가능한 전자 모듈(1004)의 경우, 전도성 패드(1010)는 각각의 사용 후 용이한 세정을 위해 전자 모듈(1004)의 표면에 대해 밀봉되는 것이 바람직하다.
도 12를 또한 참조하면, 도 14는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 전자 모듈(1004)에 대해 가압되도록 전극 리드(1006) 상에 인쇄된 전도성 탄성중합체 범프(1002)의 예를 도시하고 있다.
도 12 내지 도 14를 참조하면, 전자 모듈(1004) 상의 전도성 패드(1010)로 탄성중합성 전도성 범프(1002)를 변형시키고 센서 요소 기판(1008)과 전자 모듈(1004) 사이의 전기적 접촉을 달성하기 위해 충분한 압력을 제공하는 트레이 내의 보스 또는 클램쉘과 같은 특징부가 전자 모듈(1004) 또는 인쇄 회로 기판을 제자리에 유지하는 데 사용될 수 있다.
도 12 내지 도 14를 계속 참조하면, 일 양태에서, 전도성 탄성중합체 범프(1002)는 대안적으로 전자 모듈(1004) 상에 전도성 잉크(1014)로 인쇄되고 전극 리드(1006)에 대해 가압될 수 있다. 이는 전도성 탄성중합체 범프(1002)가 다중 사용을 위해 충분히 강인하지 않을 수도 있기 때문에 재사용 가능한 전자 기기가 전극 리드(1006)에 다수회 정합될 필요가 있는 용례에 덜 적절할 수도 있다.
도 15는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 근접도 센서(1200)의 감지/기준 전극을 지지하는 센서 요소 기판(1208) 내로 구조(1214)를 엠보싱함으로써 제조된 전도성 탄성중합체 범프(1202)를 포함하는 예시적인 근접도 센서(1200)를 도시하고 있다. 근접도 센서(1200)는 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300)를 나타낸다. 전도성 범프(1202)는 또한 도 13과 관련하여 설명된 바와 같이 전극을 지지하는 센서 요소 기판(1208) 내로 구조(1214)를 엠보싱함으로써 제조될 수 있다.
도 13 및 도 15를 참조하면, 전극 리드(1206)는 엠보싱된 구조(1214) 상에 배치되고 이어서 전도성 잉크(1014)로 오버프린트된다. 전극 리드(1206)는 연결 지점을 엠보싱(1104)하기 전에 센서 요소 기판(1208) 상에 선택적으로 형성될 수 있다. 전극 리드(1206)의 전도도의 손실을 최소화하기 위해 전극 리드(1206)의 영역 주위의 구역을 엠보싱(1104)하는(즉, 전극 리드(1206) 주위에 평탄한 평탄역을 엠보싱함) 것이 유리할 수 있다. 전극 리드(1206)를 형성하는 전도성 재료를 엠보싱(1104)할 필요가 있는 경우, 전극 리드(1206)의 전도도의 손실을 최소화하기 위해 엠보싱된 구조(1212)의 경사를 최소화하는 것이 유리하다. 예를 들어, 전극 리드(1206)의 측면을 따라 가파른 벽을 제공하는 것이 가능하지만, 전극 리드(1206)를 가로질러 엠보싱(1104) 할 때 엠보싱된 구조(1212)의 변형된 구역에 완만한 경사를 제공하는 것이 가장 양호하다. 전도성 탄성중합체 범프(1202)는 전자 모듈(1204) 상에 배치된 전도성 패드(1210)와 전기적으로 접촉한다.
도 16은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 전기 리드(1306)를 기계적으로 변형함으로써 제조된 전도성 특징부(1302)를 포함하는 예시적인 근접도 센서(1300)의 부분도를 도시하고 있다. 기계적으로 변형된 전극 리드(1306)는 센서 요소 기판(1308) 위에 배치된다. 근접도 센서(1300)는 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300) 중 어느 하나를 나타낸다. 전자 모듈(1304)과 근접도 센서(1300)의 센서 어레이 사이에 저가의 연결을 제공하는 다른 방법은, 전자 모듈(1304) 상의 전도성 패드(1310)와 전극 리드(1306) 사이의 접촉 영역을 제어하기 위해 변형된 전극 리드(1306)의 곡률을 최적화하도록 선택적으로 형상화된 몰딩된 탄성중합체 부품 또는 발포체 단편과 같은 유연성 스페이서(1316)로 이들을 백킹함으로써 전기 리드(1306)를 기계적으로 변형시키는 단계를 포함한다. 게다가, 전도성 특징부(1302)에 의해 형성된 접촉점 주위에 유연성 스페이서(1316)와 같은 지지 프레임을 제공하는 것은 접촉 영역을 제어하는 것을 돕는 것을 또한 개선할 수도 있다.
도 17은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 도 16에 도시되어 있는 바와 같이 전기 리드(1306)를 기계적으로 변형함으로써 전자 모듈(1304)과 센서 어레이 사이의 연결부를 형성하는 예시적인 방법(1400)을 도시하고 있다. 이제, 도 16 및 도 17을 참조하면, 일 양태에서, 방법(1400)은 센서 요소 전극, 리드(1306), 및 연결 지점을 위한 전도성 잉크를 인쇄하는 단계(1402)를 포함한다. 선택적으로, 방법(1400)은 연결 지점을 갖는 구역을 프레이밍하는 단계(1404)를 포함한다. 또한, 선택적으로, 방법(1400)은 연결 지점을 기계적으로 격리하는 단계(1406)를 포함한다. 방법(1400)은 유연성 스페이서(1316)와 같은 몰딩된/유연성 또는 발포체 기판으로 연결 지점을 백킹하는 단계(1408)를 더 포함한다.
도 18은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 개선된 컴플라이언스를 갖는 전극 리드의 어레이(1504)에 기계적으로 격리된 개별 전극 리드(1502)를 갖는 도 17에 설명된 방법(1400)에 의해 형성된 예시적인 커넥터(1500)를 도시하고 있다. 이 구성은 이들을 기계적으로 격리시키기 위해 전극 리드의 어레이의 개별 전극 리드(1502)의 컴플라이언스를 개선할 수도 있다.
도 19는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 발포체 또는 다른 스페이서 재료(1604)로 지지 및 변형된 기계적 강성 스프링 핑거(1602)를 갖는 도 17에 설명된 방법에 의해 형성된 예시적인 커넥터(1600)를 도시하고 있다. 부가의 기계적 강성 스프링 핑거(1602)는 발포체 또는 다른 스페이서 재료(1604)로 선택적으로 지지 및/또는 변형되는 더 유연성 전극 대신에 사용될 수 있다. 커넥터(1500, 1600)는 전자 기기를 제자리에 유지하기 위해 베젤 또는 수용기 내에 인서트 성형되거나 압입 끼워맞춤되거나 다른 방식으로 통합될 수 있다.
도 20은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 도 19에 도시되어 있는 커넥터(1600)와 함께 사용되는 전자 모듈(1702) 상의 하우징(1704) 상에 형성된 정합 접점(1702)을 갖는 예시적인 전자 모듈(1700)을 도시하고 있다. 대안적인 양태에서, 스프링 핑거(1602)는 전극 리드를 가압하는 전자 모듈(1702) 상에 채용될 수도 있다.
시스템 구성
도 7 및 도 8에 도시되어 있는 장착 구조체(740, 840)는 각각 밴드, 패치 또는 다른 적합한 구조체의 형태로 구현될 수도 있다. 밴드는 요골, 상완, 경골, 등쪽 및/또는 대퇴 펄스 포인트에 적합하도록 조정 가능하게 크기 설정될 수 있다. 패치는 경동맥, 측두, 손 또는 손가락 및 귀 뒤와 같이 밴드를 도포하기 어려울 수도 있는 다른 펄스 포인트에 도포될 수 있다. 밴드 및 패치 재료는 자체 접착성 붕대 재료(예를 들어, 3M Coban), EVA, 실리콘, 폴리우레탄, 스티렌계 공중합체, 올레핀계 공중합체, 신축성 후크-앤-루프 재료(예를 들어, 3M Velstrap), 발포체, 드레싱 재료(예를 들어, 3M Tegaderm) 및 직물과 같은 재료를 사용하여 다소 신축성일 수도 있다. 센서는 또한 가죽, 비닐, 금속 메시, 나일론 메시, 직물, 후크-앤-루프 스트랩(예를 들어, 3M 벨크로) 및 다른 통상적인 시계 밴드 재료와 같이 덜 신축성 재료로부터 제조된 밴드에 통합될 수 있다. 밴드는 후크-앤-루프 클로저, 버클, 스냅, 자석 및 시계 밴드와 함께 종종 사용되는 다른 체결 방법으로 체결될 수 있다.
도 1 내지 도 8에 도시되어 있는 바와 같은 감지 전극(114, 214, 314, 414, 514, 614, 714, 814) 및/또는 도 5 내지 도 8에 도시되어 있는 바와 같은 기준 전극(530, 630, 730, 830)을 포함하는 센서 요소는, 이들이 펄스 포인트 부근에 위치될 수 있도록, 밴드 및/또는 패치와 같은 장착 구조체(740, 840) 상에 위치될 수 있다. 센서 요소의 어레이는 용이한 사용을 위한 위치 공차의 레벨을 제공하는 데 사용될 수도 있다. 센서 요소는 펄스 포인트에 대한 위치 공차를 개선하기 위해 팬아웃(fan out)으로 배열될 수도 있다. 등쪽 및 경골 로케이션 또는 요골 및 척골 로케이션과 같은 다중 펄스 포인트를 동시에 포착하기 위해 밴드의 길이를 따라 센서 요소를 분포시키는 것이 유리할 수도 있다. 센서 요소는 개별적으로 또는 쌍으로 위치될 수 있다. 이들은 단독으로 또는 차동 모드로 동작될 수 있어, 기준선 보정을 위해 다른 하나로부터 하나를 차감하거나 더 큰 감도 및 노이즈 제외를 위해 LC 탱크 회로의 2개의 레그(예를 들어, TI FDC2214의 방식)로서 동작할 수 있다.
센서 요소는 형상비 > 1을 갖는 치수를 가질 수 있고 더 긴 축은 더 양호한 결합 및 더 높은 신호를 위해 동맥의 방향에 평행하게 또는 더 큰 위치 공차를 위해 동맥에 수직으로 배향될 수 있다. 5 내지 30 mm의 길이 및 0.25 mm 내지 2 mm의 폭이 위치 공차와 신호 품질을 균형화하기 위해 유리할 수도 있다. 상이한 요소 또는 요소의 쌍은 상이한 배향을 가질 수도 있다. 센서 요소의 쌍 사이의 거리가 제조 프로세스의 한계까지 최소화되는 것이 유리할 수도 있고; 0.5 mm 미만의 요소 사이의 거리가 차동 모드에서 신호 품질을 개선하기 위해 유리할 수도 있다. 센서 요소에 대한 감지 및/또는 기준 전극은 용이한 정렬을 위해 전자 기기에 연결부에서 팬아웃될 수도 있다.
도 21은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 밴드(1852) 및 전자 모듈(1856)을 포함하는 예시적인 센서 밴드(1800)를 도시하고 있다. 밴드(1852)는 요골, 상완, 경골, 등쪽 및/또는 대퇴 펄스 포인트에 적합하도록 조정 가능하게 크기 설정된 성인용으로 구성된다. 밴드(1852)는 낮은 프로파일 루프 직물(1868)에 고정된 낮은 프로파일 후크(1866) 체결구를 사용하여 성인에게 조정 가능하게 고정될 수도 있다. 전자 모듈(1856)("페블")은 밀봉되거나 부분적으로 밀봉되고, 배터리(1872)에 전기적으로 결합된 전자 회로(1854) 및 밴드(1852)의 대향 측면에 위치된 하나 이상의 근접도 센서(들)를 포함한다. 일 양태에서, 전자 회로(1854) 및 배터리(1872)는 재사용 가능할 수도 있고 근접도 센서(들) 및 밴드(1852)는 일회용이다. 재사용 가능한 전자 회로(1854) 및 일회용 근접도 센서(들)(1872)는 트레이(1858) 및 커버(1864) 하우징 내에 스냅 끼워맞춤된다. 전자 모듈(1856)은 공지의 체결 방법을 통해 밴드(1852)에 체결되는 쉘(1870) 내에 수용된다. 재사용 가능한 전자 회로(1854) 및 배터리(1872)는 트레이(1858) 및 커버(1864) 내에 스냅 끼워맞춤된다. 전자 모듈(1856)("페블")의 표면 디자인은 항생제 와이프로 세정을 용이하게 하도록 실질적으로 매끄러울 수도 있다. 밴드(1852) 상의 근접도 센서(들)는 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300) 중 어느 하나 이상으로서 구성될 수도 있다.
캡슐화는 오버몰딩, 인서트 성형, 포팅(potting) 또는 주조를 통해 영향을 받을 수 있다. 트레이(1808)를 위한 재료는 실리콘, 폴리우레탄, 스티렌계 공중합체, 올레핀계 공중합체, ABS, PET, 폴리올레핀, 나일론, 폴리카보네이트, PETG를 포함한다. 전자 모듈(1856)의 다중 부품 케이스는 재사용 가능한 전자 회로(1854) 및 일회용 근접도 센서(들)(1872) 주위에 조립되고 스냅 끼워맞춤과 같은 체결구(1862)를 통해 커버(1864)에 체결되고, 또는 접착제, 열 용접 또는 다른 공지의 체결 방법이 사용될 수 있다.
전도성 리드 또는 비아는 센서 전극에 연결을 위해 쉘(1860) 내에 통합될 수도 있다(예를 들어, 인서트 성형을 통해). 대안적으로, 센서 전극 리드는 쉘(1860) 내의 몰딩된 특징부에 의해 용이하게 된 정렬로 측벽 내의 슬롯을 통해 또는 쉘(1860)의 저부를 통해 쉘(1860) 내로 공급될 수도 있다. 자석이 정렬을 보조하고 쉘(1860)과 전자 모듈(1856)("페블") 사이의 연결부를 고정하는 데 사용될 수도 있다. 성인용으로 구성된 밴드(1852)를 포함하는 근접도 센서(1800)의 개략 단면도가 도 22와 관련하여 이하에 설명된다.
도 22는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 도 21에 도시되어 있는 성인용 밴드(1852) 및 전자 모듈(1856)을 포함하는 센서 밴드(1800)의 개략 단면도를 도시하고 있다. 도 21과 관련하여 설명된 바와 같이, 밴드(1852)는 성인용으로 크기 설정되고 구성된다. 이제 도 21 및 도 22를 모두 참조하면, 센서 밴드(1800)는 밴드(1852)에 고정되고 밀봉제 층(1836)에 의해 커버된 일회용 근접도 센서(1872)를 포함한다. 밀봉제 층(1836)은 밴드(1852) 및 제1 유전층(1802)에 부착하기 위한 접착제(1837)를 포함한다. 밴드(1852)는 제어되고 일관된 압축을 제공하고 모든 신체 윤곽에 합치하는 경량 점착성 탄성체로 형성될 수도 있다. 길이방향으로 배치된 부직포 재료와 탄성 섬유의 라미네이트가 우수한 탄성을 제공한다. 밴드(1952) 재료는 핀, 클립 또는 테이프의 사용 없이 자체로 접착된다. 일 양태에서, 밴드(1852)는 산업계에서 Coban으로서 알려진 재료로 제조될 수도 있다.
일회용 근접도 센서(1872)는 감지 전극(1804)에 결합된 전기 전도층(1806)을 포함하는 제1 유전층(1802)을 포함한다. 감지 전극(1804)은 압력 감응 접착제(1874)(PSA)에 의해 밴드(1852)에 고정되고 전자 모듈(1856)을 수용하도록 구성된 쉘(1860) 내에 위치된 전도성 범프(1876)에 전기적으로 결합된다. 감지 전극(1804)은 전자 모듈(1856)에 전기적으로 결합하기 위해 일회용 근접도 센서(1872)로부터 쉘(1860)까지 연장하는 평탄한 가요성 케이블(1826)(FFC)로서 도 22에 도시되어 있는 커넥터에 의해 전도성 범프(1876)에 전기적으로 결합된다. 제2 유전층(1806)이 감지 전극(1804)과 제1 유전층(1802) 사이에 배치된다. 접착제를 갖는 제3 유전층(1808)은 일 측면에서 FFC(1826)에 부착되고 다른 접착층(1812)을 통해 다른 측면에서 밴드(1852)에 부착된다. 이에 따라, 감지 전극(1804)은 전자 모듈(1856)에 전기적으로 결합된다.
일 양태에서, 밀봉제 층(1836)은 산업계에서 Tegaderm으로서 알려진 접착층(1837)을 갖는 25 ㎛ 폴리우레탄 층일 수도 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(1802)은 알루미늄(AL) 전기 전도층(1806)을 갖는 12 ㎛ PET 층일 수도 있다. 일 양태에서, 제2 유전층(1806)은 2.5 ㎛ PET일 수도 있다. 일 양태에서, 제3 유전층(1808)은 아크릴 접착제를 갖는 25 ㎛ 폴리프로필렌일 수도 있다. 접착층(1812)은 12 ㎛ 초박형 아크릴 전사 테이프이다. 일 양태에서, 밴드(1852)의 길이는 성인 착용자를 위해 크기 설정된 ~9 인치이다. 이 섹션에 제공된 예시적인 치수에도 불구하고, 근접도 센서(1872)의 다양한 유전층의 치수가 예를 들어, 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300)와 관련하여 본 명세서에 설명된 치수에 따라 선택될 수도 있다.
도 23은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 밴드(1952) 및 전자 모듈(1956)을 포함하는 예시적인 센서 밴드(1900)를 도시하고 있다. 밴드(1952)는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 요골, 상완, 경골, 등쪽 및/또는 대퇴 펄스 포인트에 적합하도록 조정 가능하게 크기 설정된 유아용으로 구성된다. 전자 모듈(1956)은 완전히 밀봉되지 않을 수도 있고, 일회용 필름에 랩핑되거나 클램쉘 하우징에 봉입될 수도 있다. 클램쉘 하우징은 실리콘, 폴리우레탄, 스티렌계 공중합체, 올레핀계 공중합체, 폴리올레핀 또는 EVA와 같은 연성 탄성중합성 재료 또는 PETG, PET, 나일론, 폴리카보네이트 또는 ABS와 같은 더 강성 재료로부터 몰딩될 수 있다. 클램쉘 하우징은 마찰 끼워맞춤 및/또는 보스로 일시적으로 폐쇄되거나 접착제 또는 열 융착(heat-staking)으로 영구적으로 폐쇄될 수 있다. 클램쉘 하우징은 또한 접착제 또는 열 용접으로 밴드(1952)에 영구적으로 부착되거나 후크-앤-루프 체결구 재료로 일시적으로 부착될 수 있다. 전자 모듈(도면에 도시되어 있지 않음)로부터 대향하는 측면에서 밴드(1952) 상에 위치된 근접도 센서(들)는 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300) 중 어느 하나 이상으로서 구성될 수도 있다.
전자 모듈(1956)은 전자 회로(1954) 및 배터리(1972)를 포함한다. 전극 리드(1958)는 밴드(1952)의 대향 측면에서 근접도 센서에 연결되고, 측벽 내에 형성된 슬롯을 통해, 클램쉘 하우징의 뚜껑과 저부 사이의 간극 내에, 또는 클램쉘 하우징 내의 몰딩된 특징부에 의해 용이하게 된 정렬로 클램쉘 하우징의 저부를 통해 전자 모듈(1956)의 클램쉘 하우징 내로 공급될 수도 있다. 보스는 클램쉘 하우징 내에 전자 회로(1954)를 고정하고 전극 리드(1958)와 전자 회로(1954) 사이의 전기적 접촉을 유지하기 위해 충분한 스프링 힘을 제공하는 데 사용될 수도 있다. 자석은 정렬을 보조하고 클램쉘 하우징 내의 전극과 전자 회로 사이의 연결부를 고정하는 데 사용될 수도 있다.
전도성 재료는 라디오 성능을 개선하기 위해 전자 회로(1954) 상의 안테나 또는 접지 평면에 전기적으로 연결된 밴드(1952), 트레이/클램쉘 하우징, 및/또는 근접도 센서 아키텍처에 통합될 수 있다. 유아용으로 구성된 밴드(1952)를 포함하는 센서 밴드(1900)의 개략 단면도가 도 24와 관련하여 이하에 설명된다.
도 24는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 도 23에 도시되어 있는 유아용 밴드(1952) 및 전자 모듈(1956)을 포함하는 센서 밴드(1900)의 개략 단면도를 도시하고 있다. 도 23과 관련하여 설명된 바와 같이, 밴드(1952)는 유아용으로 크기 설정되고 구성된다. 이제 도 23 및 도 24를 모두 참조하면, 센서 밴드(1900)는 밴드(1952)에 고정되고 밀봉제 층(1936)에 의해 커버된 일회용 근접도 센서(1975)를 포함한다. 밀봉제 층(1936)은 밴드(1952) 및 제1 유전층(1902)에 부착하기 위한 접착제(1937)를 포함한다. 밴드(1952)는 신생아 발포체(1980) 위에 배치된 낮은 프로파일 루프 직물(1978)로 형성될 수도 있다.
일회용 근접도 센서(1975)는 감지 전극(1904)에 결합된 전기 전도층(1906)을 포함하는 제1 유전층(1902)을 포함한다. 감지 전극(1904)은 접착제로 공격적인 후크 재료(1974)에 의해 밴드(1952)에 고정되고 전자 모듈(1956)을 수용하도록 구성된 쉘(1960) 내에 위치된 전도성 범프(1976)에 전기적으로 결합된다. 감지 전극(1904)은 전자 모듈(1956)에 전기적으로 결합하기 위해 일회용 근접도 센서(1975)로부터 쉘(1960)까지 연장하는 평탄한 가요성 케이블(1926)(FFC)로서 도 23에 도시되어 있는 커넥터에 의해 전도성 범프(1976)에 전기적으로 결합된다. 제2 유전층(1906)이 감지 전극(1904)과 제1 유전층(1902) 사이에 배치된다. 접착제를 갖는 제3 유전층(1908)은 일 측면에서 FFC(1926)에 부착되고 다른 접착층(1912)을 통해 다른 측면에서 밴드(1952)의 신생아 발포체(1980)에 부착된다. 이에 따라, 감지 전극(1904)은 전자 모듈(1956)에 전기적으로 결합된다.
일 양태에서, 밀봉제 층(1936)은 산업계에서 Tegaderm으로서 알려진 접착층(1937)을 갖는 25 ㎛ 폴리우레탄 층일 수도 있다. 일 양태에서, 제1 유전층(1902)은 알루미늄(AL) 전기 전도층(1906)을 갖는 12 ㎛ PET 층일 수도 있다. 일 양태에서, 제2 유전층(1906)은 2.5 ㎛ PET일 수도 있다. 일 양태에서, 제3 유전층(1908)은 아크릴 접착제를 갖는 25 ㎛ 폴리프로필렌일 수도 있다. 접착층(1912)은 12 ㎛ 초박형 아크릴 전사 테이프이다. 일 양태에서, 밴드(1952)의 길이는 유아 착용자를 위해 크기 설정된 ~6 내지 8 인치이다. 이 섹션에 제공된 예시적인 치수에도 불구하고, 근접도 센서(1975)의 다양한 유전층의 치수가 예를 들어, 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300)와 관련하여 본 명세서에 설명된 치수에 따라 선택될 수도 있다.
도 25는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 도 1 내지 도 24와 관련하여 본 명세서에 설명된 센서 밴드 및 근접도 센서를 채용하는 시스템(2000)을 도시하고 있다. 일반적으로, 시스템(2000)은 근접도 감지 회로에 의해 수신된 신호를 처리하고 동맥 라인의 트랜스듀서를 모방하는 침대 옆 모니터에 의해 직접 판독될 수 있는 아날로그 신호로 신호를 변환하는 회로를 포함한다.
시스템(2000)은 데이터 모니터 인터페이스(2006)와 선택적으로 통신하는 데이터 수신기(2004)와 통신하는 센서 밴드(2002)를 포함한다. 센서 밴드(2000)는 도 21 내지 도 24와 관련하여 설명된 센서 밴드(1800, 1900)를 나타낸다. 센서 밴드(2002)는 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300) 중 어느 하나를 사용하여 환자의 신체로부터 신호를 검출하기 위한 센서 회로 모듈(2008)(예를 들어, 인쇄 회로 기판 조립체(PCBA) 및 펌웨어)을 포함한다. 일 양태에서, 근접도 센서에 의해 검출된 신호는 예를 들어, 혈압을 포함하는 하나 이상의 생리학적 파라미터를 나타내는 펄스-파형이다. 일 양태에서, 센서 밴드 회로 모듈(2008)은 이하에서 도 28에 설명된 바와 같이 센서 회로(4324) 및 트랜스듀서 회로(4326)를 포함한다. 센서 밴드 회로 모듈(2008)은 예를 들어, BLE(Bluetooth Low Energy)와 같은 무선 통신 표준을 통해, 데이터 수신기(2004)의 수신기 회로 모듈(2012) 부분에 페어링, 인증 및 센서 데이터를 제공한다(2026). 수신기 회로 모듈(2012)은 센서 회로 모듈(2008)에 페어링 인증을 제공한다(2028). 센서 회로 모듈(2008)은 또한 전력 및 통신 상태를 제공하고(2024) 신호 대 노이즈비를 계산한다(2010).
데이터 수신기(2004)는 센서 밴드(2002) 회로 모듈(2008)로부터 수신된 신호를 처리하기 위한 하드웨어 및 소프트웨어를 포함하는 회로 모듈(2012)을 포함한다. 일 양태에서, 수신기 회로 모듈(2012)은 이하에서 도 28에 설명된 바와 같이 전기 신호 감지 회로(4327) 및 통신 회로(4330)를 포함한다. 회로 모듈(2012)은 또한 센서 밴드(2002) 회로 모듈(2008)에 페어링 인증을 제공한다(2028). 수신기 회로 모듈(2012)은 신호 품질을 등급화(grading)하기 위한 신경망 알고리즘을 실행하고(2016) 신호 필터링을 제공한다. 수신기 회로 모듈(2012)은 또한 센서 밴드(2002) 회로 모듈(2008)로부터 수신된 센서 데이터로부터 혈압(BP)과 같은 생리학적 파라미터 및 다른 생리학적 파라미터를 추출하기 위한 기계 학습 알고리즘(2018)을 실행한다. 수신기 회로 모듈(2012)은 사용자 인터페이스(2014)에 결합되어 전력 상태, 통신 상태, 실시간 파형, 및 BP와 같은 생리학적 파라미터를 제공한다(2030). 사용자 인터페이스(2014)는 신경망 및 기계 학습 알고리즘에서 수신기 회로 모듈(2012)에 의해 사용을 위한 인구 통계 데이터, 페어링 명령, 및 데이터 품질 지표를 수신한다(2032).
선택적 데이터 모니터 인터페이스(2006)는 수신기 회로 모듈(2012)로부터 정보를 수신하도록 구성된 데이터 모니터 회로 모듈(2020)을 포함한다. 데이터 모니터 회로 모듈(2020)은 수신기 회로 모듈(2012)로부터 수신된 디지털 데이터 입력을 침대 옆 모니터에 적합한 아날로그 데이터 출력(2034)으로 변환한다(2022).
데이터는 근접도 센서 및 센서 밴드(2002)로부터 데이터 수신기(2004)로 무선으로 전송될 수 있고, 데이터 수신기는 표준 프로토콜, 예를 들어 블루투스를 통해 모바일 디바이스로서 구현될 수도 있다. 데이터는 캐싱되고 버스트 또는 가변 패킷 크기(예를 들어, DLE)로 송신되어 전송 효율을 개선시킬 수도 있다. 데이터는 또한 센서 밴드 전자 모듈(2008) 내에 또는 이후에 후처리될 데이터 수신기(2004)(예를 들어, 모바일 디바이스)에 로컬로 저장될 수 있다.
데이터는 센서 밴드 전자 모듈(2008)에 의해 또는 푸리에 분석 및/또는 대역통과 필터로 데이터 수신기(2004)(예를 들어, 모바일 디바이스)에서 전처리될 수도 있다. SNR은 최상의 채널만을 수신 디바이스로 전송하기 위해 센서 데이터 스트림을 선택하도록 데이터의 품질을 등급화하는 데 사용될 수도 있다. 센서 밴드(2002)의 가속도계 또는 기준 센서 데이터는 특정 활동을 식별 및/또는 정량화하는 데 사용될 수 있고 또한 추가 분석을 위해 사용되지 않도록 플래깅되거나 제외되어야 하는 노이즈 데이터(예를 들어, 모션 아티팩트)를 식별하는 데 사용될 수 있다.
데이터는 관련 정보, 예를 들어 신호 품질, 혈압, 펄스 높이, 심장 박동수, BP 및 심장 박동수(HR) 변동성과 같은 혈류 역학적 파라미터, 경향, 및 이벤트 확률을 센서 밴드 전자 모듈(2008) 상에서, 데이터 수신기(2004)(예를 들어, 모바일 디바이스/기지국) 상에서, 또는 클라우드에서 로컬로 추출하기 위해 처리될 수도 있다.
블루투스 라디오의 보안 대역외 페어링을 위한 방법은 전송 모듈(2008)로부터 수신 모듈(2012)로 키를 전달하기 위해 유도 충전 시스템의 데이터 채널을 사용하는 단계를 포함하고, 전송 및 수신 디바이스(2002, 2004)를 보안식으로 페어링하는 것이 가능하다. 이는 대역내 페어링의 보안 문제를 제거하고, 수동 페어링의 복잡성을 제거하고, 페어링 프로세스를 자동화하며, 부가의 하드웨어를 필요로 하지 않고, 단지 페어링 프로세스를 관리하기 위한 소프트웨어 루틴만을 필요로 한다. 이 기술은 무선주파수 전력 전달과 같은 다른 비접촉 충전 전략, 또는 접촉 핀과 같은 접촉 기반 충전 수단에 적용될 수 있다.
유도 충전 에너지 차폐를 위한 방법은 데이터 수신기(2002) 상의 전자 기기를 전자기 에너지에 노출시킬 수 있는 결합된 전자기 송수신 시스템에 의존하는 유도 충전 시스템을 포함한다. 이 에너지는 수신 인쇄 회로 기판 조립체(PCBA) 전자 모듈(2012)에 와전류를 유발할 수 있는데, 이는 이어서 PCBA 내에 열을 발생할 수 있다. 이 문제를 해결하는 하나의 방법은 수신 코일과 그 후방의 PCBA 사이에 얇은 페라이트 시트를 설치함으로써 전자기 에너지로부터 수신 PCBA를 차폐하는 것이다.
부가의 근접도 센서 회로 및 관련 감지 방법은 본 명세서에 그대로 참조로서 합체되어 있는 국제 출원 공개 WO 2017/172978 A1에 개시되어 있다. 참조된 국제 출원 공개 WO 2017/172978 A1의 부분이 편의를 위해 이하에 재현된다.
다양한 양태의 양태는 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300) 및 사용자의 혈류 역학적 변화(또는 펄스-파형)를 감지하기 위한 관련 감지 방법에 관한 것이다.
특정 예시적인 양태에서, 본 개시내용의 양태는 측정될 표면 부근/상에 배치된 단일 전극을 사용하여 사용자의 생리학적 변화를 모니터링하는 방식으로 구성된 센서 회로로 사용자의 혈류 역학적 변화(또는 펄스-파형)를 감지하도록 구성 및 배열된 하나 이상의 센서 회로를 수반한다. 이들 및 다른 양태는 이하에 설명된 양태 및/또는 메커니즘 중 하나 이상과 일치하는 혈류 역학적 변화를 감지하도록 구성된 센서 회로를 채용한다.
더 특정 예시적인 양태는 전극을 포함하는 적어도 하나의 센서 회로, 및 전기 신호 감지 회로를 갖는 장치에 관한 것이다. 장치는 혈류 역학적 파라미터 중 하나 이상을 비침습적 방식으로 실시간으로 모니터링하는 데 사용될 수 있다. 예를 들어, 전기 신호 감지 회로는 펄스파 이벤트를 감지할 수 있고, 반면 센서 회로는 커패시턴스 변화를 모니터링함으로써, 피부 부근 또는 상에 배치된다. 전극에 의해 전달되는 커패시턴스 변화는 펄스파 이벤트 또는 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화(예를 들어, 혈류 역학)에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조에 응답한다. 전극은 전극과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 변화를 결정하는 데 사용될 수 있다. 전극을 포함하는 센서 회로는 커패시턴스 및/또는 압력의 변화를 나타내는 전기 신호를 전기 신호 감지 회로에 제공하는 데 사용되는 트랜스듀서 회로와 함께 배열될 수 있다. 펄스파 이벤트로 인해, 사용자의 피부와 전극 사이의 거리가 변화될 수 있고 그리고/또는 혈관 주위의 전기장 분포가 변화될 수 있어, 센서 회로를 사용하여 측정된 바와 같은 커패시턴스의 상대적 변화를 야기한다. 시간 경과에 따른 커패시턴스의 변화는 전기 신호 감지 회로에 의해 처리되고 펄스-파형을 생성 및/또는 결정하는 데 사용될 수 있다. 다양한 양태에서, 펄스-파형은 다양한 혈류 역학적 파라미터와 상관된다. 특정 예로서, 펄스-파형은 심장 박동수, 혈압, 동맥 경직도 및/또는 혈액량을 결정하기 위해 처리될 수 있다.
도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300)의 전극 부분은 사용자의 피부와 접촉하고 그리고/또는 근접할 수 있다. 몇몇 양태에서, 전극은 기계적 구속(예를 들어, 손목 밴드, 탄성적 유연성 밴드, 또는 의류 물품) 및/또는 접착제를 사용하여 사용자 상에(접촉하든 그렇지 않든) 구속된다. 전극은 혈관 부근, 바람직하게는 이들에 한정되는 것은 아니지만, 요골, 상완, 경동맥, 경골, 및 측두 펄스 포인트와 같은 촉진 가능한 펄스 포인트 부근에 위치될 수 있다.
다른 특정 양태에서, 장치는 복수의 전극을 포함한다. 예를 들어, 장치는 복수의 센서 회로를 포함할 수 있고, 각각의 센서 회로는 복수의 전극 중 하나를 포함한다. 복수의 전극은 사용자의 피부와 전극, 압력 및/또는 전기장 사이의 거리의 변조에 응답하고 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트에 기인하는 커패시턴스의 변화를 나타내는 전기 신호(예를 들어, 디지털)를 전기 신호 감지 회로에 제공하는 데 사용되는 트랜스듀서 회로의 부분으로서 배열될 수 있다. 다양한 관련 양태에서, 복수의 센서 회로는 기계적으로 분리되고 그리고/또는 어레이(예를 들어, 센서 어레이)로 배열된다. 각각의 센서 회로는 본 명세서에 또한 설명되는 바와 같은 다른 구성 중에서도, 상이한 기하학적 형상, 유전층, 로케이션, 감도를 갖는 것과 같이, 상이하게 구성될 수 있다.
다양한 양태는 전술된 장치를 사용하는 방법에 관한 것이다. 방법은 사용자의 피부 부근에 또는 상에 장치의 적어도 하나의 전극을 배치하고 펄스파 이벤트를 감지하는 단계를 포함할 수 있다. 펄스파 이벤트는 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조에 응답하는 커패시턴스 변화를 모니터링함으로써, 장치의 전기 신호 감지 회로를 사용하여, 적어도 하나의 전극이 사용자의 피부 부근 또는 상에 배치되는 동안 감지될 수 있다. 펄스파 이벤트는 펄스-파형을 생성하고 그리고/또는 다양한 혈류 역학적 파라미터를 결정하는 데 사용될 수 있다. 예를 들어, 방법은 펄스파 이벤트를 사용하여 확장기 혈압, 수축기 혈압, 동맥 경직도 및/또는 혈액량을 결정하는 단계를 포함할 수 있다.
특정 방법은 적어도 하나의 센서 회로를 갖는 트랜스듀서 회로를 고정하기 위해 웨어러블 장치의 플렉시블 또는 벤더블 기판의 사용을 포함할 수 있다. 기판은 트랜스듀서 회로 및 전기 신호 감지 회로를 지지하고 적어도 부분적으로 에워싼다. 기판은 또한 혈관을 포함하는 사용자의 부분에 합치하고 커패시턴스 변화를 통해 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트를 전기적으로 감지하기 위해 적어도 하나의 전극을 사용자의 피부에 충분히 가깝게 위치시키는데, 커패시턴스의 변화는 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조에 응답한다. 트랜스듀서 회로는 커패시턴스의 변화를 전기 신호로 변환한다. 방법은 전기 신호 감지 회로를 통해 트랜스듀서 회로로부터의 전기 신호에 응답하여 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트를 감지하는 단계 및 혈류 역학적 모니터링 데이터를 외부 회로로 송신함으로써 전기 신호 감지 회로에 응답하기 위해, 웨어러블 장치 내부 또는 외부에서, 통신 회로를 사용하는 단계를 더 포함한다.
다른 양태는 트랜스듀서 회로 및 전기 신호 감지 회로를 지지하고 적어도 부분적으로 에워싸고 혈류 역학적 모니터링을 위한 혈관을 포함하는 사용자의 부분에 합치하도록 구성되고 배열된 플렉시블 또는 벤더블 기판에 의해 특징화되는 웨어러블 디바이스의 부분으로서 사용을 위한 장치에 관한 것이다. 장치는 전술된 바와 같이, 전극을 포함하는 적어도 하나의 센서 회로를 갖는 트랜스듀서 회로, 전기 신호 감지 회로, 및 통신 회로를 포함한다.
본 개시내용의 양태는 사용자의 펄스파 이벤트 양태, 조건 및/또는 속성을 감지하도록 구성 및 배열된 사용자 착용 센서 회로를 포함하는 다양한 상이한 유형의 장치, 및 그 사용을 수반하는 방법에 적용 가능한 것으로 고려된다. 특정 구현예에서, 본 개시내용의 양태는 손목에 위치된 또는 손목 착용 스트랩의 맥락에서 사용될 때 유익한 것으로 나타냈지만, 본 개시내용이 반드시 이와 같이 한정되는 것은 아니라는 것이 이해될 것이다. 예시적인 맥락을 사용하는 비한정적인 예의 이하의 설명을 통해 다양한 양태가 이해될 수도 있다.
본 개시내용의 다양한 양태는 전극 및 전기 신호 감지 회로를 갖는 적어도 하나의 센서 회로를 포함하는 장치에 관한 것이다. 장치는 하나 이상의 혈류 역학적 파라미터 및 펄스파 이벤트를 비침습적 방식으로 실시간으로 모니터링하는 데 사용될 수 있다. 놀랍게도, 사용자의 피부를 터치할 필요가 없는 공통 부동 접지와 단일 전극이 펄스파 이벤트를 측정하기 위해 사용될 수 있다는 것이 발견되었다. 다양한 양태에서, 펄스파 이벤트는 핸즈프리 방식으로 환경 노이즈(예를 들어, 사람 음성 및 다른 배경 노이즈, 전기 간섭 및 주위 광)의 간섭 없이 모니터링될 수 있다. 전극(또는 전극의 어레이)은 비교적 적은 양의 전력(예를 들어, 5 마이크로와트 내지 3 밀리와트, 그러나 양태는 이와 같이 한정되는 것은 아님)을 소비할 수 있다. 몇몇 특정 양태에서, 전력 소비는 단지 트리거 이벤트(예를 들어, 임계값 초과의 심장 박동수, 문제를 나타내는 이벤트와 같은 특정 심장 이벤트 발생) 후에만 데이터를 저장하고 그리고/또는 버스트 전송에서 저장된 데이터를 전송함으로써 더 감소될 수 있다. 전기 신호 감지 회로는 펄스파 이벤트에 기인하는 압력차 또는 펄스파 이벤트에 기인하는 커패시턴스 변화를 모니터링함으로써, 적어도 하나의 전극이 피부 부근 또는 상에 배치되는 동안 펄스파 이벤트를 감지할 수 있다.
전극은 전극과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 변화를 결정하는 데 사용될 수 있다. 펄스파 이벤트로 인해, 사용자의 피부와 전극 사이의 거리가 변화될 수 있어, 트랜스듀서 회로와 전기 신호 감지 회로에 의해 측정된 바와 같은 커패시턴스 및/또는 신호 진폭 및 품질의 상대적인 변화를 야기할 수 있다. 시간 경과에 따른 커패시턴스의 변화는 전기 신호 감지 회로에 의해 처리되고 펄스-파형을 생성 및/또는 결정하는 데 사용될 수 있다. 다양한 양태에서, 펄스-파형은 다양한 혈류 역학적 파라미터와 상관된다. 특정 예로서, 펄스-파형은 심장 박동수, 혈압, 동맥 경직도 및/또는 혈액량을 결정하기 위해 처리될 수 있다.
전극은 사용자의 피부와 접촉하고 그리고/또는 근접해 있을 수 있다. 몇몇 예에서, 전극은 전극(또는 복수의 전극)에 의해 전달되는 커패시턴스 변화를 통해 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트를 전기적으로 감지하기 위해 사용자의 피부에 충분히 가까울 수 있다. 이러한 예에서, "충분히 가깝다"는 것은 혈관을 포함하는 부분에 대해, 피부로부터 1 밀리미터(mm) 이격하여 있는 가장 먼 거리로부터 0 또는 피부와 접촉하는 가장 가까운 거리의 범위의, 근접 거리에 대응한다. 몇몇 양태에서, 센서 회로(예를 들어, 전극)는 기계적 구속(예를 들어, 손목 밴드, 양말, 장갑, 소매 또는 웨어러블 디바이스 또는 의류의 다른 단편과 같은 플렉시블 또는 벤더블 기판) 및/또는 접착제를 사용하여 사용자 상에 구속된다(접촉 여부에 무관하게).
전극 및 각각의 센서 회로에 의해 전달되는 커패시턴스의 변화는 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조에 응답한다. 더 구체적으로, 센서 회로와 전극은 사용자의 피부의 근접도 감지를 통해 커패시턴스 변화를 캡처(또는 감지)할 수 있고(전통적인 커패시턴스 센서로서 디바이스를 물리적으로 변형하는 것과 대조적으로), 이에 의해 근접도 센서로서 작용하거나 근접도 센서이다. 근접도 감지 및/또는 커패시턴스 변화는 사용자의 피부와 센서 회로 사이의 거리 변조 및/또는 프린지 필드 라인 변조에 응답한다.
다른 특정 양태에서, 장치는 복수의 전극을 포함한다. 복수의 전극은 커패시턴스 및/또는 압력의 변화를 나타내는 신호를 전기 신호 감지 회로에 제공하는 데 사용되는 트랜스듀서 회로의 부분으로서 배열될 수 있다. 예를 들어, 트랜스듀서 회로는 복수의 센서 회로를 가질 수 있고, 각각의 센서 회로는 복수의 전극 중 하나를 포함한다. 전기 신호 감지 회로는 0.3 킬로파스칼(kPa) 내지 1 kPa의 범위와 같은, 1 kPa 미만의 압력차를 모니터링하도록 트랜스듀서 회로와 함께 배열될 수 있다. 상이한 전극은 상이한 기하학적 형상, 감도를 가질 수 있고 그리고/또는 상이한 로케이션에 있을 수 있다. 트랜스듀서 회로는 커패시턴스의 변화를 전기 신호(예를 들어, 디지털 신호)로 변환할 수 있다. 본 명세서에 설명된 바와 같이, 트랜스듀서 회로 및 전기 신호 감지 회로는 기판에 의해 지지될 수 있고 기판에 의해 적어도 부분적으로 에워싸일 수 있다.
본 개시내용의 특정 양태는 전술된 바와 같은 장치를 사용하는 방법에 관한 것이다. 방법은 사용자의 피부 부근에 또는 상에 장치의 적어도 하나의 전극을 배치하고 펄스파 이벤트를 감지하는 단계를 포함할 수 있다. 펄스파 이벤트는 펄스파 이벤트에 기인하는 압력차를 모니터링함으로써 및/또는 펄스파 이벤트에 기인하는 커패시턴스 변화(또는 상대 커패시턴스 변화)를 모니터링함으로써, 장치의 전기 신호 감지 회로를 사용하여, 적어도 하나의 전극이 사용자의 피부 부근 또는 상에 배치되는 동안 감지될 수 있다. 펄스파 이벤트는 펄스-파형을 생성하고 그리고/또는 다양한 생리학적 및/또는 혈류 역학적 파라미터를 결정하는 데 사용될 수 있다. 예를 들어, 방법은 펄스파 이벤트를 사용하여 확장기 혈압, 수축기 혈압, 동맥 경직도 및/또는 혈액량을 결정하는 단계를 포함할 수 있다.
다소 놀랍게도, 펄스파 이벤트는 동맥 펄스 포인트 상에 또는 그 부근에 배치된 하나 이상의 전극을 사용하여 모니터링될 수 있다. 예를 들어, 펄스파 이벤트에 응답하여, 각각의 전극은 펄스파 이벤트를 나타내는 신호를 제공할 수 있다. 전극(또는 복수의 전극)은 트랜스듀서 회로와 같은 회로에 연결된다. 더 구체적으로, 각각의 전극(예를 들어, 전기 전도체)은, 전극으로부터의 펄스파 이벤트(예를 들어, 커패시턴스 값 및/또는 커패시턴스의 변화)를 나타내는 신호를 측정하거나 검출하는 데 사용되고 트랜스듀서 회로에 신호를 제공하는 각각의 센서 회로에 연결된다. 트랜스듀서 회로는 펄스파 이벤트를 나타내는 신호를 전기 신호로 변환하고, 이는 전기 신호 감지 회로에 제공된다. 펄스파 이벤트는 심장 박동(예를 들어, 심장 근육의 수축)에 의해 발생되고 그리고/또는 심장 박동을 나타내는 혈류 역학적 응답 및/또는 속성(예를 들어, 심장 박동 또는 사운드, 혈액의 맥동 등)을 포함하거나 칭한다. 전기 신호 감지 회로(및/또는 트랜스듀서 회로)는 용량성 터치스크린용 상업적으로 입수 가능한 또는 맞춤 설계된 회로를 포함할 수 있고 중앙 처리 회로(CPU)와 무선 또는 유선 통신할 수 있다. 또한, 트랜스듀서 회로 및/또는 센서 회로는 부동 접지를 가질 수 있다. 전극을 사용하여 측정된 신호는 전극에서의 프린지 필드를 변조하고 측정 가능한 커패시턴스 변화를 야기하는 피부의 작은 압력차 및/또는 표면 변위로 인한 것일 수 있다. 전극(들)은 접착제(예를 들어, 테이프)를 사용하여 또는 시계 밴드, 팔찌 또는 손목 밴드와 같은 스트랩을 사용하여 기계적으로 사용자(또는 다른 동물 또는 생물)의 피부에 부착될 수 있다.
특정 양태에서, 전극(들)은 유전층(예를 들어, 캡슐화제)으로 캡슐화된다. 복수의 전극이 사용될 때, 복수의 전극 각각의 유전층은 각각의 전극의 신호 감도를 변조하기 위해 상이한 구조적 특징을 가질 수 있다. 예시적인 특징은 다른 특징들 중에서도, 유전층의 두께, 사용된 유전성 재료의 조성, 구조 및 비저항 값을 포함할 수 있다. 복수의 전극의 각각은 전극과 함께 사용되는 전극 기하학적 형상 및 유전층 중 적어도 하나에 기초하여 상이한 특징과 연관될 수 있다. 상이한 전극은 모니터링된 펄스파 이벤트에 응답하여 신호를 출력하는 데 사용될 수 있다. 상이한 전극들로부터의 신호는, 온도 변화 및 사용자 모션(예를 들어, 노이즈)과 같은, 전극에 공통적일 수도 있는 신호를 제거하고, 펄스-파형 압력차와 같은 더 민감한 전극에 의해 측정될 수도 있는 신호 또는 펄스파 이벤트를 향상시키기 위해 차동 모드로 사용될 수 있다. 관련된 특정 양태에서, 복수의 전극 중 하나 이상의 전극은 서로로부터 전기적으로 차폐되거나 격리될 수 있다. 또한, 스페이서는 센서 회로 및/또는 전극 중 적어도 하나와 사용자의 피부 사이의 거리를 제어하거나 설정하는 데 사용될 수 있다.
전극(들)에 의해 제공되는 신호는 다양한 혈류 역학적 파라미터를 결정하는 데 사용될 수 있다. 예를 들어, 펄스파 이벤트에 응답하여, 커패시턴스 변화를 나타내는 하나 이상의 신호가 전기 신호 감지 회로에 제공된다. 전술된 바와 같이, 적어도 하나의 전극에 의해 전달되는 커패시턴스 변화는 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조에 응답한다. 전기 신호 감지 회로는 심장 박동수, 확장기 혈압, 수축기 혈압, 동맥 경직도 및 다른 혈류 역학적 파라미터를 결정하기 위해 하나 이상의 신호를 사용한다. 신호는 하나 이상의 대역통과 필터 또는 다른 신호 처리 기술을 사용하여 처리될 수 있다. 예를 들어, 신호는 디지털 방식으로 또는 압력 변화 또는 호흡, 팔 모션 및 외부 진동으로 인한 동작으로 인한 모션과 같은 인자로 인한 아티팩트를 최소화하는 데 사용된 회로 디자인을 통해 필터링될 수 있다. 대안적으로, 아티팩트의 특징은 사용자의 호흡수 및 움직임과 같은 파라미터를 추출하기 위해 격리 및 정량화될 수 있다. 일 양태에서, 호흡수는 신체의 모션으로부터 측정될 수 있고 다른 양태에서는 펄스 파형으로부터 측정될 수 있다.
이들 놀라운 발견은 비침습적 및/또는 연속 방식으로 혈압 또는 다른 혈류 역학적 파라미터를 모니터링하기 위해 특히 유용할 수 있다. 특정 구현예에서, 장치는 펄스파 이벤트에 의해 발생된 압력차 및/또는 커패시턴스 변화에 대한 감도를 제공하기 위해 사용될 수 있다. 또한, 장치 및/또는 장치의 부분(예를 들어, 전극)은 더 적은 설계 요소 및 재료를 가져, 최종 장치를 더 강인하게 하기 때문에 용량성 센서보다 더 쉽게 제조될 수 있다.
관련된 특정 구현예에서, 장치는 심장 박동수 및 확장기 혈압, 수축기 혈압 및 동맥 경직도와 같은 다른 혈류 역학적 효과를 지속적으로 모니터링할 수 있는 포터블/웨어러블 디바이스 및/또는 장치를 포함하거나 그 부분이다. 예로서, 스마트 붕대가 동맥 펄스 포인트에 도포될 수 있고 실시간으로 수신기에 데이터를 전송할 수 있다. 다른 예는 실시간 판독을 제공하고 데이터를 저장 및/또는 전송하는 스마트 시계 밴드를 포함한다. 다른 구현예는 전극에서 프린지 필드를 변조할 수 있는 작은 표면 변위 또는 압력차에 관한 것이다.
이제, 도면으로 돌아가면, 도 26a 및 도 26b는 본 개시내용에 따른, 장치의 예를 도시하고 있다. 도 26a 및 도 26b에 도시되어 있는 바와 같이, 각각의 장치는 전극 및 전기 신호 감지 회로를 갖는 센서 회로를 포함한다. 장치는 펄스파 이벤트에 기인하는 압력차 및/또는 커패시턴스 변화를 모니터링하고 하나 이상의 혈류 역학적 파라미터를 결정하기 위해 모니터링된 압력차 및/또는 커패시턴스 변화를 사용할 수 있다. 펄스파 이벤트는 사용자 또는 동물의 펄스에 응답하거나 이를 나타내는(예를 들어, 심장 박동의 촉각 촉진을 나타냄) 파형 또는 파형의 부분을 발생하는 데 사용될 수 있다. 펄스파 이벤트는 신호로서 캡처되고 심장 박동수, 확장기 혈압, 수축기 혈압 및/또는 동맥 경직도와 같은, 혈류 역학적 파라미터를 결정하는 데 사용될 수 있다.
도 26a는 전극(4102) 및 전기 신호 감지 회로(4106)를 포함하는 센서 회로(4103)를 포함하는 예시적인 장치를 도시하고 있다. 전극(4102)은 사용자(또는 다른 동물)의 피부 부근 또는 상에 배치될 수 있다. 전기 신호 감지 회로(4106)는 전극(4102)이 피부 부근 또는 사용자의 피부 상에 배치되는 동안 펄스파 이벤트를 감지하는 근접도 전기 신호 감지 회로를 포함할 수 있다. 몇몇 양태에서, 본 명세서에 추가로 예시된 바와 같이, 전극(4102)은 피부와 직접 접촉할 수 있거나, 또는 공기 또는 유전성 재료에 의해 피부로부터 전기적으로 또는 기계적으로 격리될 수 있다. 전극(4102)은 펄스파 이벤트에 기인하는 압력 및/또는 커패시턴스 변화를 감지하고 감지된 압력 또는 커패시턴스 변화를 나타내는 신호를 센서 회로(4103) 및 통신 경로(4104)를 통해 전기 신호 감지 회로(4106)에 출력하는 데 사용된다(예를 들어, 전극은 커패시턴스 값을 나타내는 신호를 캡처하고 출력하는 센서 회로(4103)에 연결되거나 플러그인됨). 전기 신호 감지 회로(4106)는 펄스파 이벤트에 기인하는 압력 또는 커패시턴스(또는 상대 커패시턴스 변화)의 변화를 모니터링하고 그로부터 심장 박동수와 같은 혈류 역학적 파라미터를 결정한다. 압력 및/또는 커패시턴스의 변화는 전극(4102)과 사용자의 피부 사이의 거리 변화 및/또는 혈관 주위의 전기장의 변화에 의해 발생될 수도 있는 커패시턴스의 상대적 변화에 기초하여 측정될 수 있다.
센서 회로(4103) 및/또는 전극(4102)(또는 복수의 전극)은 특정 양태에서, 예로서 손목 밴드 또는 의류에 의해, 피부 또는 다른 신체 부위에 기계적으로 구속된다. 기계적 구속은 센서 회로(4103) 및/또는 전극(4102)을 피부 또는 신체에 부착하는 탄성, 플렉시블 또는 벤더블 밴드 및/또는 접착제를 통할 수 있다. 접착제는 센서 회로(4103)의 둘레에(반드시 전극(4102)과 피부 또는 다른 신체 부위 사이일 필요는 없음) 도포될 수 있다. 다른 양태에서, 전극(4102)은 본 명세서에 추가로 설명되는 바와 같이, 예로서 스페이서를 통해 또는 다른 방식으로, 피부에 물리적으로 터치하지 않는다. 관심 있는 커패시턴스 변화는 절대값이 아니라 상대적일 수 있다. 전극(4102)의 기본 커패시턴스는 전극(4102) 및/또는 센서 회로(4103) 디자인의 각각의 기하학적 형상 및 범위에 의존할 수 있다. 예시적인 실험 양태에서, 전기 신호 감지 회로(4106)는 100 피코패럿(pF)의 최대 오프셋으로 플러스 또는 마이너스 15 pF의 입력 범위(예를 들어, 커패시턴스 변화)를 측정할 수 있다. 기본 커패시턴스는 5 내지 75 pF 정도일 수 있고, 결과적인 펄스-파형 신호(펄스파 이벤트로부터)는 0.1 내지 1 pF 정도의 최대 진폭을 가질 수 있다. 그러나, 양태는 이와 같이 한정되는 것은 아니고, 이러한 값들은 센서 및 전자 설계를 통해 상이한 용례에 대해 수정될 수 있다.
일정 시간 기간에 걸친 커패시턴스의 상대적 변화는 펄스-파형 신호를 발생 및/또는 다른 방식으로 출력하는 데 사용될 수 있다. 펄스-파형 신호는 혈류 역학적 파라미터를 나타낼 수 있고 그리고/또는 동맥 펄스파(또는 때때로 "동맥 압력파"라 칭함)를 포함할 수 있다. 펄스파 이벤트에 기인하는 커패시턴스의 변화는 심장 박동수, 확장기 혈압, 수축기 혈압, 평균 동맥압 및/또는 동맥 경직도와 같은 혈류 역학적 파라미터를 결정하는 데 사용될 수 있다. 통상의 기술자에 의해 이해될 수도 있는 바와 같이, 동맥 펄스-파형은 심장이 수축하고 파동이 동맥 트리(arterial tree)의 동맥벽을 따라 진행할 때 심장에 의해 발생되는 파형이다. 일반적으로, 이 파동에는 2개의 주요 성분: 전진파 및 반사파가 있다. 전진파는 수축기 동안 심장(심실)이 수축할 때 발생된다. 이 파동은 심장으로부터 큰 대동맥을 따라 진행하고 대동맥의 분기부 또는 "교차부"에서 2개의 장골 혈관 내로 반사된다. 정상적인 건강한 사람에서, 반사파는 대동맥 판막의 폐쇄 후, 확장기 단계에서 복귀할 수 있다. 복귀된 파동은 노치를 갖고, 관상동맥을 통해 혈액을 밀어낼 때 관상동맥 혈관을 통한 심장의 관류를 또한 돕는다. 반사파가 복귀하는 속도가 매우 중요해지는데: 동맥이 더 경직할수록, 더 빨리 복귀한다. 이는 이어서 수축기 단계에 진입하고 최종 혈압 판독값을 증강시킬 수도 있다. 동맥 펄스파는 박출된 혈액보다 더 빠르게 진행한다.
도 26a에 의해 예시되어 있는 예시적인 장치(도 26b에 의해 예시되어 있는 바와 같이)는 도 26b에 의해 예시되어 있는 것과 같은 다양한 방식으로 수정될 수 있다. 일 예시적인 수정은 사용자의 피부로부터 전기적으로 절연되도록 전극(4102)을 수정하는 것을 포함한다. 전극(4102)은 전극(4102)의 부분에 유전층을 추가하고 그리고/또는 둘러쌈(예를 들어, 캡슐화함)으로써 절연될 수 있다. 몇몇 특정 양태에서, 전극(4102)은 손목 밴드에 포함된 회로(예를 들어, 회로 기판 또는 칩과 같은 센서 회로)에 연결될 수 있다. 전극(4102)은 가요성일 수 있다. 예를 들어, 전극(4102)은 사용자에 의해 착용되는 동안 손목 밴드 주위로 굴곡되고 손목 밴드 내부에 숨겨질 수 있다. 다른 예에서 및/또는 추가로, 전극(4102)은 손목 밴드에 일체화 및/또는 매립될 수 있다. 유전층은 폴리에스테르(예를 들어, 폴리에틸렌 테레프탈레이트), 폴리올레핀, 플루오로폴리머, 폴리이미드, 폴리염화비닐, 셀룰로오스, 종이, 천 및/또는 다른 절연재와 같은 다양한 상이한 유전(또는 절연) 재료로 형성될 수 있다. 또한, 유전층은 5 내지 250 미크론 정도와 같이, 상이한 두께를 가질 수 있다. 양태는 이와 같이 한정되는 것은 아니지만, 유전층은 사용자를 위한 장치 착용의 견고성 및/또는 편안함에 영향을 미치거나 센서 회로(4103)의 감도를 변조하기 위해 더 두껍거나 더 얇을 수 있다.
펄스-파형의 형상은 상이한 사용자에 대해 및/또는 측정 로케이션에 기초하여 상이할 수 있다. 예를 들어, 더 넓은 펄스 압력은 대동맥 역류를 시사하거나 나타낼 수 있다(확장기에서와 같이, 동맥압은 역류하는 대동맥 판막을 통해 좌심실을 채우기 위해 강하함). 좁은 펄스 압력은 심장 눌림증 또는 임의의 다른 종류의 낮은 출력 상태(예를 들어, 심각한 심인성 쇼크, 광범위 폐색전증 또는 긴장성 기흉)를 나타낼 수 있다. 또한, 펄스-파형의 형상은 측정이 대동맥(예를 들어, 상완 동맥, 요골 동맥, 대퇴 동맥, 발등)으로부터 더 멀리 이격하는 것과 같이 측정 로케이션에 따라 조정될 수 있다. 그러나, 파형의 형상의 변화에 의해, 평균 동맥압(Mean Arterial Pressure: MAP)이 변화되지 않고 그리고/또는 임계량 내에서 변화될 수도 있다. 이는 대동맥으로부터 요골 동맥까지, 흐름에 대한 저항의 변화가 거의 없기 때문이다. 일단 로케이션이 세동맥으로 이동되면 MAP가 변경되기 시작한다. 대동맥 로케이션으로부터 발등으로 형상의 변화는 수축기 피크의 증가, 수축기 피크로부터 더 멀리 이격하여 있는 중박성 노치, 더 낮은 확장기말 압력(예를 들어, 더 넓은 펄스 압력), 및 펄스의 늦은 도착(예를 들어, 대동맥으로부터 요골 동맥의 60 밀리초 지연)을 포함할 수 있다. 결과적인 형상은 수축기 피크가 더 가파르고 동맥 트리 아래로 더 내려가기 때문에 때때로 말단 수축기 펄스 증폭이라 지칭된다.
본 개시내용에 따른 양태는 펄스-파형을 출력하고 비침습적인 센서 회로를 포함하는 웨어러블 장치를 포함하는 장치를 사용하여 다양한 혈류 역학적 파라미터를 결정하는 데 사용된다. 장치는 심장 박동수, 확장기 혈압, 수축기 혈압, 동맥 경직도, 혈액량 및 다른 파라미터를 모니터링하는 데 사용될 수 있다. 동맥 라인과 같은 이전의 침습적 장치는 사용자 내에 의학적으로 삽입되는데, 이는 고통스러울 수 있고, 환자의 움직임을 제한하며, 사용자를 감염 및 다른 합병증의 위험에 빠뜨릴 수 있다. 예를 들어, 동맥 라인은 사용자의 동맥 내에 삽입되는 얇은 카테터이다. 종종 카테터는 손목의 요골 동맥 내에 삽입되지만 또한 팔꿈치의 상완 동맥, 서혜부의 대퇴 동맥, 발의 발등 동맥 및/또는 손목의 척골 동맥 내에 삽입될 수 있다. 동맥 라인은 혈압을 직접 실시간으로 모니터링하기 위해 집중 치료 의학 및 마취에 사용될 수 있다. 삽입은 고통스러울 수 있으므로, 마취제(예를 들어, 리도카인)가 삽입을 더 견딜만한 하게 하고 혈관 경련을 예방하는 것을 돕기 위해 사용될 수 있다. 동맥 라인으로부터의 합병증은 조직 손상 및 심지어 절단을 야기할 수 있다. 본 개시내용에 따른 장치는 비침습적 방식으로 실시간으로 혈압을 모니터링하는 데 사용될 수 있다. 장치는 동맥의 일시적 폐색, 가성동맥류, 혈종 형성 또는 천자 부위의 출혈, 농양, 봉와직염, 정중 신경의 마비, 화농성 혈전동맥염, 공기 색전증, 구획 증후군 및 수근관 증후군, 신경 손상 등과 같은 침습적 디바이스에 의해 유발되는 위험을 회피 및/또는 완화할 수 있다.
도 26b에 의해 예시되어 있는 바와 같이, 장치의 감도를 조정하고 그리고/또는 전극에 의해 얻어진 신호를 개선하기 위해 다양한 특징이 수정될 수 있다. 도 26b는 복수의 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3)으로 구성된 예시적인 장치를 도시하고 있다. 각각의 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3)은 전술된 바와 같이, 펄스파 이벤트(예를 들어, 전극과 피부 표면 사이의 거리의 변화에 의해 야기된)에 기인하는 압력 또는 커패시턴스 변화를 감지하는 데 사용된다. 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3)은 하나 이상의 신호를 전기 신호 감지 회로(4106)에 제공하는 트랜스듀서 회로(4110)의 부분이거나 이를 형성할 수 있다. 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3)은 장치의 상이한 로케이션에 배치되어 위치 정확도를 개선하고 그리고/또는 차동 분석을 위한 하나 이상의 기준 신호를 제공할 수 있다. 몇몇 양태에서, 각각의 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3)은 전기 신호 감지 회로(4106)에 압력 또는 커패시턴스 변화(펄스파 이벤트에 기인함)를 나타내는 신호를 제공한다. 특정 양태에서, 트랜스듀서 회로(4110)는 부동 접지를 가질 수 있다. 다른 특정 양태에서, 센서 회로 중 적어도 하나는 부동 접지(예를 들어, 부동 접지를 각각 갖는 2개의 센서 회로, 부동 접지를 각각 갖는 모든 센서 회로 등)를 갖는다. 또한, 트랜스듀서 회로(4110) 및 센서 회로 중 적어도 하나의 모두는 부동 접지를 가질 수 있다.
도 26b(뿐만 아니라 이들에 한정되는 것은 아니지만, 도 27a, 도 27b 및 도 27d를 포함하는 다른 예시)는 전극에 연결된 센서 회로 및/또는 복수의 전극의 각각에 연결된 센서 회로를 도시하고 있지 않지만, 통상의 기술자는 다양한 양태에 따르면, 전술된 바와 같이, 각각의 전극이 센서 회로에 연결된다는 것을 이해할 수도 있다. 이 방식으로, 도 26b의 예시, 뿐만 아니라 다른 예시는 명확성의 목적으로 센서 회로를 도시하고 있지 않고, 이는 한정이 되도록 의도된 것은 아니다.
다양한 양태에서, 장치(예를 들어, 전기 신호 감지 회로(4106))는 무선 통신 회로를 더 포함할 수 있다. 무선 통신 회로는 전기 신호 감지 회로(4106)로부터 장치의 외부에 있는 회로로 데이터를 무선으로 통신한다. 통신 회로는 혈류 역학적 펄스파 이벤트에 기인하는 캡처된 변화를 외부 처리 회로에 통신하도록 구성 및 배열될 수 있다. 통신 회로는 웨어러블 디바이스 및/또는 장치 내부 또는 외부에 있을 수도 있고, 혈류 역학적 모니터링 데이터를 외부 회로에 송신함으로써 전기 신호 감지 회로에 응답할 수도 있다. 또한, 장치는 본 명세서에 또한 설명되는 바와 같이, 전원 공급 회로(4112)를 포함할 수 있다.
몇몇 양태에서, 복수의 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3) 중 하나 이상은 사용자의 피부로부터 전기적으로 절연될 수 있다. 전술된 바와 같이, 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3)은 복수의 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3) 중 일부 또는 모두에 유전층(4108-1, 4108-2, 4108-3)을 추가함으로써 절연될 수 있다. 유전층(4108-1, 4108-2, 4108-3)은 각각의 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3) 및/또는 각각의 센서 회로를 둘러쌀 수 있다. 그러나, 본 개시내용에 따른 양태는 이와 같이 한정되는 것은 아니고, 피부 표면과 접촉하도록 배열되고 그리고/또는 각각의 전극 또는 센서 회로의 적어도 일부를 둘러싸는 전극의 부분 및/또는 영역에 위치되는 유전층을 포함할 수 있다.
트랜스듀서 회로(4110)는 도 26b에 의해 예시되어 있는 바와 같이, 아티팩트를 차감하기 위한 차동 모드를 제공하는 데 사용될 수 있다. 아티팩트는 사지 움직임, 호흡 및/또는 체온의 변화와 같은 사용자의 모션으로 인한 기준선 시프트일 수 있다. 다양한 양태에서, 트랜스듀서 회로(4110)의 상이한 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3)은 전극을 포함하는 각각의 센서 회로의 감도 레벨을 수정하는 데 사용되는 상이한 구조적 특성 및/또는 특징을 갖는다. 예를 들어, 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3)은 상이한 형상(예를 들어, 기하학적 형상)일 수 있고, 사용자 및/또는 장치에 대해 상이한 로케이션에 위치될 수 있으며, 상이한 재료로 형성될 수 있다. 다른 양태에서, 상이한 구조적 특성 및/또는 특징은 전극을 전기적으로 격리하는 데 사용되는 캡슐화제의 상이한 조성, 구조적 성분, 텍스처 및/또는 두께를 포함할 수 있다. 예를 들어, 각각의 전극(4102-1, 4102-2, 4102-3)의 유전층은 감도 레벨 및/또는 전극을 격리하는 데 사용되는 차폐 특징부를 수정하기 위해 상이한 조성, 구조 및/또는 두께의 유전성 재료로 형성될 수 있다. 이에 의해, 복수의 전극은 복수의 전극의 각각의 감도 레벨을 설정하도록 구성 및 배열된 캡슐화제를 가질 수도 있다.
다양한 양태에서, 장치는 전원 공급 회로(4112)를 더 포함한다. 전원 공급 회로(4112)는 적어도 전기 신호 감지 회로(4106)에 전력을 제공한다. 몇몇 특정 구현예에서, 전원 공급 회로(4112)는 인덕터 회로와 같은 수동 또는 유도 전력 공급 회로이다. 예시적인 전원 공급 회로는 다른 전력 소스 중에서도, 배터리, 태양광 전력 변환기, 전기 기계 시스템, 벽 플러그인(예를 들어, 주 전원)을 포함할 수도 있다. 무배터리 동작을 위해 기계적 진동, 열 구배, 주위 또는 전송된 방사선(예를 들어, RFID, 블루투스, 와이파이, UHF 및 다른 비콘 기술)를 캡처하는 에너지 수확 메커니즘을 사용하는 것이 가능하다. 몇몇 구현예에서, 전원 공급 회로는 재충전 가능한 배터리를 충전하기 위한 유도 충전 서브 회로를 포함할 수도 있다. 전자 회로의 다른 부분에 결합으로 인한 가열을 방지하기 위해 유도 충전 서브 회로를 격리하는 데 주의가 요구될 수도 있다.
도 27a는 피부(4218)와 상호작용하는 전극(4214)을 갖는 센서 회로를 포함하는 장치의 예를 도시하고 있다. 전술된 바와 같이, 센서 회로와 전극은 사용자의 피부의 근접도 감지를 통해 커패시턴스 변화를 전달할 수 있고(커패시턴스 센서로서 물리적으로 변형하는 것과 대조적으로), 이에 의해 근접도 센서로서 작용하거나 근접도 센서이다. 동맥 펄스 포인트(예를 들어, 동맥(4216)) 부근에 배치된 단일 전극(4214)을 갖는 (근접도) 센서 회로가 커패시턴스 변화를 통해 동맥 펄스-파형을 측정하는 데 사용될 수 있다는 것이 발견되었다. 심장 박동수 및 다른 혈류 역학적 파라미터가 이 파형으로부터 추출될 수도 있다. 전극(4214)은 피부(4218)와 직접 접촉하거나 피부(4218)로부터 전기적으로 절연되거나 격리될 수 있다. 피부(4218)에 기계적으로 결합될 필요는 없다. 전기 절연체의 조성, 구조 및 두께는 센서의 감도를 수정하도록 선택될 수 있다. 스페이서 구조체는 전극과 피부 사이의 거리를 제어하는 데 사용될 수 있다. 회로는 부동 접지를 가질 수도 있다(예를 들어, 센서 회로 및/또는 트랜스듀서 회로는 부동 접지를 가질 수 있음).
전극의 어레이는 또한 위치 정확도를 개선하고 그리고/또는 차동 분석을 위한 기준 신호를 제공하는 데 사용될 수 있다. 그리고, 신호는 프린지 필드 분포를 최적화하는 전극 설계를 통해 개선될 수 있다. 예를 들어, 몇몇 양태에서, 아날로그 응답은 센서 회로의 어레이에 의해 감지되고, 각각의 센서 회로는 단일 전극을 갖는다. 어레이 내의 전극들 중 2개 이상은 상이한 감도 레벨을 가질 수 있고 어레이의 2개 이상의 센서 회로에 의해 감지된 아날로그 응답은 차동 감지를 위해 사용될 수 있다.
도 27b는 도 27a에 의해 예시되어 있는 장치를 사용하여 감지된 펄스-파형(4209)의 예를 도시하고 있다. 도시되어 있는 바와 같이, 펄스-파형(4209)의 주기성은 심장 주기를 반영하고 사용자의 심장 박동수를 결정하는 데 사용될 수 있다.
도 27c는 펄스파 이벤트를 모니터링하기 위한 장치에 대한 예시적인 메커니즘을 도시하고 있다. 도 27c에 의해 예시되어 있는 바와 같이, 사용자의 피부(4218)는 메커니즘에 대한 접지 평면으로서 역할을 한다. 특정 이론에 구속되지 않고, 본 개시내용에서 설명된 양태 중 하나 이상의 양태의 배후의 메커니즘은 이하와 같은 것으로 고려되는데: (i) 피부(4218)는 접지 평면으로서 역할을 하고 동맥압 변동은 피부(4218)의 표면의 변위를 야기하고, 이는 커패시턴스의 변화로서 측정되는 전극(4214)과 피부(4218) 사이의 거리를 변화시키고; (ii) 동맥(4216)(및 위에 있는 피부) 내의 혈액의 전위는 각각의 심장 박동에 따라 변화하고, 이는 임피던스의 변화로서 반영되는 프린지 필드 라인을 수정하고; (iii) 메커니즘의 각각으로부터의 조합(기여)이 수반된다.
도 27d는 도 27c에 의해 예시되어 있는 바와 같이, 센서 회로(예를 들어, 전극(4214))의 적어도 일부와 피부(4218) 사이의 거리(예를 들어, 최소 거리)를 설정하는 하나 이상의 스페이서를 더 포함하는 장치의 예를 도시하고 있다. 스페이서(4217)는 길이(예를 들어, 전극으로부터 피부 표면까지의 거리)가 센서 회로/전극의 적어도 일부와 피부 사이의 거리를 설정하는 재료로 형성된 하나 이상의 구조체를 포함한다. 길이는 0.1 밀리미터(mm) 내지 1.0 mm의 범위일 수 있지만, 양태는 이와 같이 한정되는 것은 아니다. 도 27d의 양태는 직사각형 형상을 갖는 하나의 스페이서를 예시하고 있지만, 양태는 이에 한정되는 것은 아니고 텍스처링된 및/또는 구조화된 재료의 층과 같은, 하나 초과의 스페이서 및 상이한 형상의 스페이서를 포함할 수 있다.
도 28은 본 개시내용에 따른, 사용자의 피부에 또는 그 부근에 위치된 장치(예를 들어, 센서 회로(4324), 트랜스듀서 회로(4326), 전기 신호 감지 회로(4327) 및 통신 회로(4330)를 포함함)로부터 원격/무선 통신 트랜시버 및 CPU(4334)(예를 들어, 안테나(4336)를 통해 수신됨)까지 전자 기기 및/또는 신호 흐름을 구현하기 위한 예시적인 방식을 예시하고 있는 블록도이다. CPU(4334) 및/또는 전기 신호 감지 회로(4327)는 특정 혈류 역학적 신호의 존재를 나타내기 위한 원시 데이터를 처리하는 것, 원시 데이터로부터 파형을 전개하는 것, 및/또는 사용자의 혈류 역학적 상태 또는 웰빙(사용자의 심장 박동수 또는 확장기 혈압, 수축기 혈압, 동맥 경직도, 및 혈액량과 같은, 그리고/또는 하나 이상의 지표 또는 파라미터의 변화를 나타내는 다른 혈류 역학적 지표 또는 파라미터)에 관련된 특정 용례에 대한 혈류 역학 신호 및/또는 파형의 무결성, 품질 및 관련성을 평가하는 것을 비한정적으로 포함하는 본 명세서에 개시된 바와 같은 동작을 수행하도록 프로그램될 수 있다.
센서 회로(4324)의 전극은 펄스파 이벤트에 응답하여 커패시턴스 변화를 캡처하고 트랜스듀서 회로(4326)에 커패시턴스 변화를 제공한다. 몇몇 양태에서, 트랜스듀서 회로(4326)는 커패시턴스-대-디지털 변환기이거나 이를 포함한다. 커패시턴스-대-디지털 변환기는 커패시턴스 값(예를 들어, 상대적 변화)을 디지털 신호로 변환하고 디지털 신호를 마이크로제어기 또는 다른 처리 회로이거나 이를 포함할 수 있는 전기 신호 감지 회로(4327)로 출력한다. 전기 신호 감지 회로(4327)는 전원(4328)에 의해 제공되는 전력을 사용하여, 동맥 펄스-파형을 측정 및/또는 기록하고 선택적으로 신호를 조절하고, 데이터의 품질을 평가하고, 그리고/또는 하나 이상의 혈류 역학적 파라미터를 결정한다. 전기 신호 감지 회로(4327)는 파형 및 다른 선택적 데이터를 통신 회로(4330)(예를 들어, 일체형 트랜시버) 및 안테나(4332)를 통해 CPU(4334)로 출력할 수 있다.
본 명세서에 설명된 바와 같이, 감지 장치는 핸즈프리 방식으로 환경 노이즈(예를 들어, 사람 음성 및 다른 배경 노이즈, 전기 간섭 및/또는 주위 광)의 간섭 없이 펄스파 이벤트를 모니터링하는 데 사용될 수 있다. 더욱이, 전기 신호 감지 회로는 트랜스듀서 회로로부터의 전기 신호에 응답하여 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트를 감지할 수 있다. 전극(또는 전극의 어레이)은 비교적 적은 양의 전력(예를 들어, 5 마이크로와트 (미만) 내지 3 밀리와트)을 소비할 수 있다. 몇몇 특정 양태에서, 전력 소비는 단지 트리거 이벤트 후에만 데이터를 저장하고 그리고/또는 버스트 전송에서 저장된 데이터를 전송함으로써 더 감소될 수 있다. 트리거 이벤트는 임계량 초과 또는 미만의 심장 박동수 및/또는 특정 파형 특징과 같은 문제를 나타낼 수도 있는 특정 심장 이벤트를 포함할 수 있다.
도 29a 내지 도 30b는 본 개시내용에 따른, 센서의 어레이를 갖는 다양한 예시적인 장치를 도시하고 있다. 예를 들어, 도 29a 및 도 29b는 사용자의 피부와 상호작용하도록 구성된 4개의 전극을 갖는 예시적인 장치를 도시하고 있다.
도 29a는 4개의 전극(4447, 4449, 4451, 4453)을 포함하는 4개의 센서 회로를 갖는 센서 어레이로 구성된 장치의 평면도(또는 조감도)를 도시하고 있다. 라인 폭 및 간격은 펄스 모니터링 용례의 경우 0.1 mm 내지 20 mm 정도일 수 있다. 도시되어 있는 바와 같이, 센서 어레이는 선택적인 접지 연결부(4440, 4458) 및 선택적인 능동 차폐부 연결부(4442, 4448, 4450, 4456)를 포함한다. 센서의 어레이는 센서 연결부(4444, 4446, 4452, 4454) 및 절연층(4460, 4443)을 더 포함한다.
도 29b는 도 29a에 의해 예시되어 있는 장치의 측면도를 도시하고 있다. 도시되어 있는 바와 같이, 층은 절연층(4460), 4개의 전극(4445)(예를 들어, 도 29a에 의해 예시되어 있는 전극(4447, 4449, 4451, 4453)) 및 다른 절연층(4443)을 포함한다. 장치는 사용자 또는 다른 대상의 피부에 근접하거나 접촉하도록 구성된 능동 부분(또는 구역)(4455)을 포함한다. 능동 부분(4455)의 길이는 펄스 모니터링 용례의 경우 0.1 mm 내지 20 mm 이상 정도일 수 있다. 또한, 능동 부분(4455)은 피부와 접촉하거나 접촉하지 않을 수 있으며 피부로부터 최대 1 mm 거리까지 이격하여 있을 수 있다. 다양한 특정 양태에서, 거리는 통상적으로 피부로부터 100 미크론 미만인데, 이는 그로부터 심장 박동수 및/또는 혈압을 얻기에 충분히 높은 결과적인 신호 대 노이즈 값을 갖는 신호를 얻기에 충분한 거리일 수 있다. 특정 양태에서, 전극(4445)은 감도 목적으로 그리고 피부와의 접촉을 감소시키기 위해 텍스처링되거나 주름질 수 있다. 더 작은 능동 영역은 더 높은 감도를 가질 수도 있지만 정확하게 위치 설정되기 어려울 수 있다.
다양한 양태에서, 장치는 사용자의 피부와 상호작용하도록 구성된 (4개의) 전극(4445)을 포함하는 패키징된 센서의 어레이를 포함한다. 센서(예를 들어, 전극)의 어레이는 환경 안정성 및 습기에 대한 저항을 제공하기 위해 절연재(예를 들어, 유전성 재료)로 패키징될 수 있다. 절연재는 다른 재료 중에서도, 폴리에스테르, 폴리올레핀, 플루오로폴리머, 폴리이미드, 폴리염화비닐, 셀룰로오스, 종이, 천을 포함할 수 있다. 패키징 두께는 5 내지 250 미크론 이상 정도일 수 있다. 유사하게, 선택적인 접착제 및 전도층 두께는 수십 미크론 정도일 수 있고, 통상적으로 접착제 및 전도층 각각에 대해 70 및 5 미크론 미만일 수 있다. 전도층(들)은 선택적으로 수동 차폐층일 수 있고 그리고/또는 능동 차폐를 제공하기 위해 제어 전자 기기에 연결될 수 있다.
특정 양태에서, 층은 도 30a 및 도 30b와 관련하여 본 명세서에 더 예시되고 설명되어 있는 바와 같이, 선택적 차폐 및 접착 코팅을 갖는 절연층, 절연층, 하나 이상의 전극, 다른 절연층, 및 선택적 차폐 및 접착 코팅을 갖는 다른 절연층을 포함한다.
몇몇 양태에서, 센서(예를 들어, 전극)의 어레이는 환경 안정성 및 습기에 대한 저항을 증가시키는 것을 제공하기 위해 절연재(예를 들어, 유전성 재료)로 패키징될 수 있다. 하나 이상의 절연층이 하나 이상의 로케이션에서 슬릿되어 개별 센서 회로를 기계적으로 격리하고 아래에 있는 기판에 대한 패킹된 센서의 합치성을 증가시킬 수 있다.
다른 특정 양태에서, 패키징된 센서의 어레이는 (4개의) 전극(4445) 및 스페이서 층을 포함한다. 스페이서 층은 도 27d에 의해 이전에 도시되어 있는 바와 같이, 피부 표면으로부터 센서 회로 및/또는 전극(또는 그 적어도 일부)의 거리를 설정하거나 제어할 수 있는 하나 이상의 스페이서를 포함한다. 스페이서 층은 비능동(비센서) 구역의 표류 커패시턴스를 최소화하거나 완화할 수 있다. 스페이서 층 두께는 거리가 센서 감도에 영향을 미치지 않는 한, 0.1 mm 내지 5 mm 이상 정도일 수 있다. 센서(예를 들어, 전극)의 어레이는 환경 안정성 및 습기에 대한 저항을 제공하기 위해 절연재(예를 들어, 유전성 재료)로 패키징될 수 있다. 패키징 두께는 5 내지 250 미크론 이상 정도일 수 있다. 유사하게, 선택적인 접착제 및 전도층 두께는 수십 미크론 정도일 수 있고, 통상적으로 접착제 및 전도층 각각에 대해 70 및 5 미크론 미만일 수 있다.
패키징된 센서의 어레이는 차폐층을 더 포함할 수 있다. 이하에 더 설명되는 바와 같이, 하나 이상의 절연층은 절연층을 다른 절연층(들)에 접착하는 것과 같이, 층이 다른 층에 접착되도록 그 내부면 상에 접착 코팅을 가질 수 있다. 절연층은 사용자의 피부와 접촉하는 그 외부면에 전도층을 가질 수 있다. 전도층은 대안적으로 2개의 절연층 사이에 개재될 수도 있다. 전도성 재료는 예를 들어, 비전도성 기판(예를 들어, PET 또는 폴리이미드 기판) 상에 인쇄, 증발, 스퍼터링 또는 도금된 알루미늄, 금, 탄소 또는 구리를 포함할 수 있다. 절연층은 개별 센서 회로를 기계적으로 격리하고 아래에 있는 기판에 대한 패키징된 센서 회로의 합치성을 증가시키기 위해 하나 이상의 로케이션에서 슬릿될 수 있다. 이에 의해, 기판은 사용자의 손목, 사지 또는 다른 신체 부위에 합치하는 사용자 액세서리로서 구성 및 배열될 수 있다.
특정 실험 양태에서, 절연층(4443, 4460) 및 전극(4445)은 가요성 평탄 케이블(FFC/FPC) 케이블(상업적으로 입수 가능한 Molex 15168-0147과 같은)로 형성되고, 접착성 코팅을 갖는 절연층(4460)은 접착제(상업적으로 입수 가능한 Avery 15660과 같은)를 갖는 폴리에틸렌 테레프탈레이트(PET)로 형성되고, 전도성 재료를 갖는 절연층(4443)은 대략 2 또는 2 초과의 광학 밀도의 증발된 알루미늄(예를 들어, 상업적으로 입수 가능한 Celplast Cel-Met 48g와 같은)을 갖는 12 미크론 PET로 형성되고, 스페이서 층은 발포 테이프의 층(상업적으로 입수 가능한 Nexcare 731과 같은)으로 형성된다. 개별 전극은 0.625 mm 폭이고 그 사이에 0.625 mm 간격을 가질 수 있다.
상이한 전극(4445)은 상이한 용량성 감도를 가질 수 있다. 장치는 모든 센서가 아닌 몇몇 센서 회로의 능동 부분을 커버하는 스페이서 층을 포함할 수 있다. 센서 회로는 공통 회로를 통한 누화를 방지하거나 완화하기 위해 판독을 위한 격리된 전자 기기를 가질 수도 있다.
본 개시내용(예를 들어, 도 26a 및 도 26b, 도 27a, 도 27c 내지 도 27d, 도 29a 및 도 29b, 도 30a 및 도 30b, 및 도 31b를 포함함) 전체에 걸쳐 도시되어 있는 바와 같은 센서 회로의 가요성 또는 굴곡 정도는 압력 또는 커패시턴스의 변화(예를 들어, 커패시턴스 값의 변화)를 캡처하기에 충분할 수 있다. 더 구체적으로, 센서 회로의 경직성의 정도는 센서 회로의 두께 및/또는 길이에 반비례한다(예를 들어, 전극이 더 두껍거나 더 길수록, 더 경직성임). 가요성 및 두께(및/또는 길이)는 0.3 킬로파스칼(kPa) 내지 1 kPa의 압력 변화 및/또는 센서 회로의 기본 커패시턴스로부터 플러스 및 마이너스 15 피코패럿(pF) 범위의 커패시턴스 변화에 대한 감도를 제공하기에 충분하도록 서로에 대해 구성될 수 있다. 더 특정 양태에서, 가요성 및 두께 및/또는 길이는 0.5 kPa 내지 1 kPa의 압력 변화에 대한 감도를 제공하기에 충분하도록 서로에 대해 구성될 수 있다. 또한, 본 명세서에 설명된 바와 같이, 커패시턴스의 변화를 나타내는 압력 변화의 측정은 센서 회로가 피부 또는 다른 표면을 터치할 때 감지될 수 있다. 감지된 커패시턴스 변화는 전극(들)이 피부 또는 사용자의 다른 표면에 접촉하지 않을 때(그러나 1 mm 이내 이격함) 얻어질 수 있다.
도 30a 및 도 30b는 상이한 용량성 감도를 갖는 복수(예를 들어, 4개)의 전극을 포함하는 패키징된 센서 어레이를 갖는 예시적인 장치를 도시하고 있다. 장치는 몇몇 센서 회로(예를 들어, 전극(4547, 4548))의 능동 부분을 커버하지만 모든 센서 회로를 커버하지는 않는(예를 들어, 전극(4549, 4550)은 커버하지 않음) 스페이서 층(4545)을 포함한다. 대안적으로 및/또는 추가로, 센서 회로의 몇몇(예를 들어, 전극(4549, 4550)) 및 절연층(4541, 4543)의 일부는 나머지 센서(예를 들어, 전극(4547, 4548))보다 길이가 더 짧다(능동 부분(4551)에 근접한 장치의 단부에 대해). 센서 회로는 공통 회로를 통한 누화를 방지하거나 완화하기 위해 판독을 위한 격리된 전자 기기를 가질 수도 있다. 전술된 바와 같이, 하나 이상의 절연층(4530)은 절연층(4530)을 다른 절연층(4541, 4544)에 접착하는 것과 같이, 절연층(4530)이 다른 층에 접착되도록 그 내부면 상에 접착 코팅을 가질 수 있다. 다른 절연층(4544)은 사용자의 피부와 접촉하는 그 외부면에 전도층을 가질 수 있다.
도 30a는 4개의 전극(4547, 4548, 4549, 4550)으로 구성된 장치의 평면도(또는 조감도)를 도시하고 있다. 도시되어 있는 바와 같이, 센서 어레이는 선택적인 접지 연결부(4531, 4540) 및 선택적인 능동 차폐부 연결부(4532, 4535, 4536, 4539)를 포함한다. 센서의 어레이는 센서 연결부(4533, 4534, 4537, 4538), 절연층(4541, 4543), 스페이서 층(4545), 및 선택적 차폐 및 접착 코팅을 갖는 부가의 절연층(4544, 4530)을 더 포함한다. 절연층(4541, 4543)이 하나 이상의 로케이션(들)(4542)에서 슬릿되어 개별 센서 회로를 기계적으로 격리하고 아래에 있는 기판에 대한 패킹된 센서의 합치성을 증가시킬 수 있다.
도 30b는 도 30a에 의해 예시되어 있는 장치의 측면도를 도시하고 있다. 도시되어 있는 바와 같이, 층은 내부면 상에(예를 들어, 절연층(4541)에 근접한 표면 상에) 접착성 코팅을 갖는 절연층(4530), 절연층(4541), 4개의 전극(4546)(예를 들어, 도 30a에 의해 예시되어 있는 전극(4547, 4548, 4549, 4550)), 다른 절연층(4543), 스페이서 층(4545), 및 외부면 상에(예를 들어, 스페이서 층(4545)에 대향하고 그리고/또는 근접하지 않은 표면 상에)에 전도성 재료를 갖는 다른 절연층(4544)을 포함한다. 장치는 전술된 바와 같이, 능동 부분(4551)을 포함한다.
도 31a 내지 도 31c는 본 개시내용에 따른, 장치를 도시하고 있다. 특정 양태에서, 도 31b 및 도 31c에 의해 예시되어 있는 바와 같이, 장치는 펄스-파형을 감지하도록 구성 및 배열된 플렉스 리본 센서 어레이(4602)를 가질 수 있다. 플렉스 리본 센서 어레이(4602)는 사용자(4603)의 손목 주위에 배치될 수 있는, 도 31c에 의해 예시되어 있는 바와 같은, 손목 밴드(4604)와 보조를 맞춰 유지될 수 있다. 도 31a에 의해 예시되어 있는 차트는 특징적인 요골 동맥 펄스-파형 형상(4601)에 대한 커패시턴스 데이터를 도시하고 있다. 예시적인 실험적 양태에서, 대역통과 필터(20 Hz/0.5 Hz)가 데이터를 처리하는 데 사용되어, 71 bpm인 계산된 심장 박동수를 야기한다. 기준 심장 박동수(Fitbit Charge HR™에서)는 70 bpm인데, 이는 센서 신호가 심장 주기를 반영하는 것을 명시하고 있다. 이 양태에서, 플렉스 리본 센서 어레이(4602)는 사용자의 피부 옆에 평탄하게 접촉하도록 탄성 손목 밴드(4604)에 의해 유지된다. Molex 15168-0147 FFC 점퍼 케이블이 다양한 양태에서, 플렉스 리본 센서 어레이로서 사용될 수 있다. 심장 박동수는 이러한 파형 데이터의 푸리에 변환으로부터 계산될 수 있다. 플렉스 리본 센서 어레이(4602)는 블루투스 근접도 감지 회로(예를 들어, 전기 신호 감지 회로)에 연결될 수 있다.
도 32a 내지 도 32c는 다양한 실험적 양태에 따른, 장치를 사용하여 수집된 예시적인 데이터 및 동맥 라인을 사용하여 수집된 데이터를 도시하고 있다. 장치(사용자의 좌측 요골 펄스 포인트에 근접하게 배치됨)를 사용하여 얻어진 데이터는 우측 요골 동맥에 이식된 동맥 라인을 사용하여 얻어진 데이터를 추적 및/또는 모방한다. 도 32a는 다양한 양태에 따른 장치에 의해 얻어진 데이터(41773)가 동맥 라인에 의해 얻어진 데이터(41772)를 모방하는 것을 도시하고 있다. 도 32b는 데이터(41773)(예를 들어, 파형)를 도시하고 있고, 도 33c는 추가의 예시를 위해 별도로 데이터(41772)를 도시하고 있다.
도 33a 내지 도 33c는 다양한 실험적 양태에 따른, 장치를 사용하여 수집된 및 동맥 라인을 사용하여 수집된 예시적인 펄스-파형 데이터를 도시하고 있다. 장치(사용자의 좌측 요골 펄스 포인트에 근접하게 배치됨)를 사용하여 얻어진 데이터는 우측 요골 동맥에 이식된 동맥 라인을 사용하여 얻어진 데이터를 추적 및/또는 모방한다. 심장 박동수는 펄스의 길이를 측정함으로써 박동별 분석으로 결정될 수 있다. 심장 박동수 변동성은 개별 심장 박동수 값의 분포로부터 결정될 수 있다. 도 33a는 장치에 의해 얻어진 펄스-파형 데이터(41877)가 동맥 라인에 의해 얻어진 펄스-파형 데이터(41875)를 모방할 수 있는 것을 도시하고 있다. 도 33b는 펄스-파형 데이터(41877)(예를 들어, 파형)를 도시하고 있고, 도 33c는 추가 예시를 위해 별도로 펄스-파형 데이터(41875)를 도시하고 있다.
도 34a 내지 도 34c는 다양한 실험적 양태에 따른, 장치를 사용하여 수집된 및 동맥 라인을 사용하여 수집된 바와 같은 심장 박동수 및 혈압의 변화의 예를 도시하고 있다. 다양한 양태에서, 심장 박동수 및 혈압의 패턴 및 이상이 추적 및/또는 모니터링될 수 있다. 이러한 패턴 및/또는 이상은 다른 상태들 중에서도, 심방 세동, 고혈압, 말초 혈관 질환, 대동맥 역류, 대동맥 협착 및/또는 좌심실 폐색과 같은 다양한 건강 상태를 나타낼 수 있다. 장치(사용자의 좌측 펄스 포인트에 근접하게 배치됨)를 사용하여 얻어진 데이터는 우측 요골 동맥에 이식된 동맥 라인을 사용하여 얻어진 데이터를 추적 및/또는 모방할 수 있다. 도 34a는 다양한 양태에 따른 장치에 의해 얻어진 데이터(41981)가 동맥 라인에 의해 얻어진 데이터(41979)를 모방하는 것을 도시하고 있다. 도 34b는 데이터(41981)(예를 들어, 파형)를 도시하고 있고, 도 34c는 추가의 예시를 위해 별도로 데이터(41979)를 도시하고 있다.
예시되고 전술된 바와 같이, 펄스-파형은 다양한 혈류 역학적 파라미터를 결정하기 위해 사용될 수 있다. 예를 들어, 펄스-파형의 형상 및 다른 특징은 혈압과 상관될 수 있다. 다른 양태에서, 심장 박동수 및 심장 변동성은 각각의 펄스의 타이밍을 결정함으로써 얻어질 수 있다. 또한, 혈압의 변화는 데이터를 먼저 캘리브레이팅함으로써 모니터링될 수 있다(예를 들어, 팽창 가능한 커프 데이터에 대해 캘리브레이팅된 동맥 라인에 의해서와 같이).
특징 분석 및 전산 유체 역학 기술을 포함하는 다양한 상이한 기술이 펄스-파형을 분석하기 위해 그리고/또는 다양한 혈류 역학적 파라미터를 결정하기 위해 사용될 수 있다. 예를 들어, 혈류 역학적 현상에 기인한 특징은 혈압, 동맥 경직도 및 다른 혈류 역학적 파라미터와 상관될 수 있다. 혈류 역학적 현상에 기인한 특징에 대한 더 일반적이고 구체적인 정보를 위해, 그 각각이 본 명세서에 완전히 합체되어 있는 [Cecelia, Marina, and Phil Chowienczyk. "Role of Arterial Stiffness in Cardiovascular Disease." JRSM Cardiovascular Disease 1.4 (2012): cvd.2012.012016, PMC, Web. 31 Jan. 2017]; [David A. Donley et al, "Aerobic exercise training reduces arterial stiffness in metabolic syndrome" Journal of Applied Physiology published 1 June 2014, Vol. l6, no. 11, 1396-1404]; [Baruch, Martin C, et al "Validation of the pulse decomposition analysis algorithm using central arterial blood pressure." Biomedical engineering online 13.1 (2014): 96.], 및 [Munir, Shahzad, et al. "Peripheral augmentation index defines the relationship between central and peripheral pulse pressure "Hypertension 51.1(2008): 112-118.]를 참조하라. 다른 예로서, 증강 지수(AI), (말초 2차 수축기 혈압(pSBP2) - 확장기 혈압(DBP))/(말초 수축기 혈압(pSBP) - DBP)는 동맥 경직도의 표지로서 사용될 수 있고 말초 및 중심 피크 혈압(pPP 및 cPP)의 모두와 상관될 수도 있다. AI는 정규화된 파라미터이고 절대 캘리브레이션 없이 분석될 수 있다. 전산 유체 역학 기술은 혈관 구조를 인덕터 커패시터 저항(LCR) 회로로서 및/또는 펄스파 속도 및/또는 파형 형상과 같은 계산된 파라미터에 대한 탄성 파이프의 네트워크로서 모델링하는 것을 포함할 수 있다. 혈류 역학적 파라미터를 결정하는 데 사용되는 전산 유체 역학과 관련된 더 일반적이고 구체적인 정보를 위해, 그 각각이 본 명세서에 완전히 참조로서 합체되어 있는 [Lee, Byoung-Kwon. "Computational fluid dynamics in cardiovascular disease." Korean circulation journal 41.8 (2011): 423-430.], 및 [Xiaoman Xing and Mingshan Sun, "Optical blood pressure estimation with photoplethysmography and FFT-based neural networks," Biomed. Opt. Express 7, 3007-3020 (2016)]을 참조하라. 펄스-파형(PPG에 의해 얻어짐)과 혈압 사이의 관계를 유도하는 데 사용될 수 있는 하나의 모델은 이하의 식을 포함하고: 여기서 g는 혈관벽의 계수 E에 의해 정의된다.
Figure pct00001
예를 들어, 정규화된 파형은 이하의 식에 의해 주어질 수 있다:
Figure pct00002
Figure pct00003
Figure pct00004
다양한 기술이 펄스-파형을 혈압 값과 상관시키기 위해 사용될 수 있다. 펄스-파형을 혈압 값에 상관시키는 것과 관련된 더 일반적이고 구체적인 정보를 위해, 그 각각이 본 명세서에 완전히 합체되어 있는 [Xing, Xiaoman, and Mingshan Sun. "Optical Blood Pressure Estimation with Photoplethysmography and FFT-Based Neural Networks." Biomedical Optics Express 7.8 (2016): 3007-3020], 및 [http://cs229.stanford.edu/proj2014/Sharath%20Ananth,Blood%20Pressure%20Detection%2 0from%20PPG.pdf]를 참조하라.
용례
본 명세서에 설명된 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16, 및 도 21 내지 도 24에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300) 중 어느 하나를 사용하여 환자의 신체로부터 신호를 검출하기 위한 근접도 센서 및 펌웨어를 포함하는 센서 밴드(1800, 1900) 장치의 용례는 이하를 포함한다:
혈압 측정치 - 시계열 값 및 경향의 모두로서, 수축기, 확장기, 평균 동맥압, 펄스 압력, 및 이들의 변동성;
도플러 측정치의 대체물로서 펄스파 또는 심장 박동을 찾는 혈관 검사;
전자간증의 발병, ICU의 저혈압성 발증, 두부 손상의 완화를 위한 병원전 저혈압, 병원후 또는 가정 고혈압 에피소드, 투석 중 저혈압, 야간 고혈압, 가면 고혈압, 심방 세동, 조기 심실 수축 및 다른 심장 박동수 불규칙, 탈수와 같은 상태에 대한 혈압 및 심장 박동수 경향 모니터링;
말초 동맥 질환, 혈관 합병증, 불충분한 혈류 또는 대동맥의 축착과 같은 심장 결함을 진단하기 위해, 발목-상완 지수 테스트 또는 펄스 높이 값 또는 상이한 로케이션에서 얻어진 펄스-파형 형상의 비교로부터 유도된 다른 메트릭과 유사한 혈압의 비를 사용하여, 예를 들어 상체와 하체 사이의 다중 펄스 포인트에서의 측정치와의 순환 비교; 및
수술 절차의 합병증 또는 효능을 결정하기 위한 혈압 또는 펄스 높이 값의 경향 또는 펄스-파형 형상의 변화를 사용하는 순환 시간 분석.
동맥 라인 데이터가 심장 박동수, 심장 박동수 변동성, 심장 박출량 및 호흡수와 관련된 것과 동일한 방식으로 펄스-파형 형상을 통한 심장혈관계에 대한 다른 더 상세한 정보.
전자간증과 같은 고혈압 장애에 대한 혈압 및 심장 박동수 경향 모니터링은 임신의 최대 15%에 영향을 미쳐, 매년 260만건의 조산, 50만건의 유아 사망, 및 40%의 산모 사망에 기여한다. 따라서, 임신 3분기 동안 저가의 사용이 쉬운 BP 모니터링에 대한 충족되지 않은 요구가 있다.
센서 밴드 회로 모듈(2008)로부터 데이터 수신기 회로 모듈(2012)에 의해 수신된 펄스-파형의 형상은 직접적으로 또는 기계 학습 분류 모델을 통해 몇몇 질환 상태에 대한 바이오마커로서 사용될 수 있다. 예를 들어, 도 35 및 도 36을 참조하면, 합병증으로 입원한 임산부에 대한 명목상 건강한 임산부의 펄스-파형 형상 사이에 차이가 있다는 몇몇 증거가 있다. 데이터 수신기 회로 모듈(2012)에 의해 실행된 알고리즘은 펄스-파형 형상으로부터 혈압 값을 추출하고 건강한 임산부와 중환자의 비임신 여성에게 적당히 양호하게 동작한다. 그러나, 중환자의 입원한 임산부에 대한 데이터는 결정적이지 않았는데, 이는 임신 중 몇몇 고혈압 장애가 임신 중에 발생하는 혈관 변화로 인한 것으로 가정되기 때문에 예상될 수도 있는 펄스-파형의 형상에 차이가 있다는 것을 암시한다.
도 35는 다양한 실험적 양태에 따른, 센서 데이터로부터 계산된 수축기 혈압(sBP) 대 동맥 라인 수축기 혈압(sBP)의 그래프이다. 도 36은 다양한 실험적 양태에 따른, 수축기 혈압(sBP) 대 경과 시간의 그래프이다. 도 35 및 도 36을 참조하면, 기계 학습 모델은 MIMIC-III 데이터베이스로부터 큐레이팅된(curated) 동맥 라인 데이터로부터 수축기 혈압(sBP) 값을 추출하도록 훈련되었다. 훈련 세트는 4040명의 중환자의 각각으로부터 무작위로 선택된 200개의 종단 샘플로 구성되었다.
그래프(3002)에서, 이 모델로부터 결정된 sBP 값이 45세 미만의 174명의 중환자 여성에 대해 표시되어 있다. 강조된 데이터 지점(3012, 3014, 3016)은 이들의 입원 중 임신 합병증을 나타내는 진단 코드를 가졌던 이 모집단의 3명의 여성에 대한 것이다. 나머지 지점(3018)은 임신과 관련된 진단 코드를 갖지 않았던 171명의 환자에 대한 것이다. 데이터 지점(3012)은 임신 22주에 계류 유산을 겪은 여성을 나타낸다. 그녀는 또한 고혈압 만성 신장 질환, CHF 및 루푸스를 겪었다. 데이터 지점(3014)은 쌍둥이를 출산하고 심각한 전자간증 및 그 합병증을 겪은 여성을 나타낸다. 데이터 지점(3016)은 다른 문제와 함께 자연 유산 및 양성 본태성 고혈압을 겪은 여성을 나타낸다.
그래프(3002)에 따르면, 모델은 중환자 임산부에 대한 혈압 값을 예측하는 것이 불가능하고, 반면 비임신 중환자 여성에 대한 유도된 혈압은 정확도에 대한 FDA 가이드라인을 충족한다.
모델은 또한 2명의 명목상 건강한 임산부에 대한 센서 데이터(3026, 3028)로부터 혈압 값을 유도하는 데 사용되었다. 결과는 3006에서 경과 시간의 함수로서 보행식 혈압 모니터(ABPM)로 동시에 취한 상완 커프 측정치(3030)와 비교된다. 데이터(3026)는 임신 3분기의 건강한 여성을 나타내고 데이터(3028)는 임신 2분기의 건강한 여성을 나타낸다. 양 경우에, 모델이 정확도를 위한 FDA 가이드라인 내에서 시간의 함수로서 커프 값을 추적하는 혈압 값을 제공한다는 것이 명확하다.
알고리즘
품질 모델
도 25를 다시 참조하면, 데이터 수신기(2004)는 이하에 더 상세히 설명되는 바와 같이 신호 품질을 등급화하고, 신호 필터링을 제공하고, 회귀 계수 모델, 펄스-파형 품질 모델, 신호 대 노이즈비 모델, 칼만 및 입자 필터 모델, 인공 신경망을 포함하는 품질 모델을 계산하고, 캘리브레이션 또는 앵커 지점을 사용하기 위해 알고리즘(2016)을 실행하도록 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 하나 이상의 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300)를 포함하는 센서 밴드(2002)로부터 수신된 신호 또는 데이터를 처리하도록 구성될 수도 있다.
회귀 계수 모델:
펄스 단위 동기화된 동맥 및 센서 데이터는 센서 데이터 품질의 메트릭으로서 사용될 수 있는 회귀 계수를 결정하는 데 사용된다. 알고리즘(2016)이 이들 회귀 계수를 그라운드 트루스(ground truth) 값으로 하여 센서 밴드 회로 모듈(2008)에 의해 제공된 센서 데이터(2026)에 대해 훈련될 때, 네트워크는 후속 센서 데이터가 동맥 라인 데이터와 상관될 우도(likelihood)를 예측하는 데 사용될 수 있다. 이 우도는 센서 펄스-파형 데이터로부터 혈압 및 다른 혈류 역학적 값을 추출하는 데 사용되는 알고리즘(2018)에 공급될 센서 데이터를 필터링하기 위한 품질 메트릭으로서 사용될 수 있다. 대안적으로, 이는 추출된 혈압 값의 신뢰 레벨을 추정하는 데 사용될 수 있다.
펄스-파형 품질 모델:
데이터 수신기(2004)는 2차 피크의 분해능, 신호 대 노이즈 레벨, 기준선 변동의 결여 또는 모션 아티팩트와 같은 펄스-파형의 특징에 기초하는 루브릭(rubric)으로부터 품질 레이팅에 대한 다른 유형의 품질 모델을 훈련하도록 구성될 수 있다. 일 예에서, 펄스-파형은 이 루브릭 및 그라운드 트루스 값으로서 사용된 레이팅으로 펄스-파형 데이터에 대해 훈련된 컨볼루션 신경망으로 시각적으로 레이팅될 수 있다. 이 모델은 이어서 후속 센서 데이터에 대한 품질 레이팅을 제공하는 데 사용될 수 있다. 예측된 회귀 계수와 마찬가지로, 품질 레이팅은 혈압 값을 추출하거나 추출된 값에 대한 신뢰 레벨을 추정하기 위해 사용을 위한 센서 데이터를 필터링하는 데 사용될 수 있다.
대안적으로, 파형은 상이한 정준(canonical) 형상으로 분류될 수 있다. 분류 모델은 이어서 각각의 새로운 펄스-파형에 대한 파형 형상의 클래스를 식별하는 데 사용될 수 있다. 이 분류는 이어서 혈압 값이 사용하여 해당 펄스-파형으로부터 추출될 수 있는지 여부 및/또는 어느 모델이 사용될지를 결정하는 데 사용될 수 있다.
신호 대 노이즈비 모델:
데이터 수신기(2004)는 디지털 필터 처리 기술을 구현하도록 구성될 수 있다. 일 양태에서, 다른 유형의 품질 모델은 푸리에 필터링에 기초할 수 있다. 이 경우, 데이터 수신기(2004)는 수신된 센서 데이터의 푸리에 변환을 취하도록 구성될 수 있다. 대역저지 필터는 더 낮은 주파수에서의 호흡 모드 및 더 높은 주파수의 진동 환기 노이즈와 같은 주기적인 노이즈를 제거하는 데 사용될 수 있다. 관련 기술분야에 알려진 바와 같이, 신호 전력은 심장 박동수의 1차 주파수를 식별하고 다수의 더 높은 고조파(신호 데이터)와 함께 그 피크에 걸쳐 적분함으로써 계산될 수 있다. 나머지 데이터는 노이즈 전력 값을 결정하도록 적분될 수 있다. 신호 전력 대 노이즈 전력의 비는 센서 데이터의 일반적인 품질을 나타내는 메트릭을 산출한다. 슬라이딩 데이터 윈도우로 계산할 때, 신호 대 노이즈비(SNR)는 시간의 함수로 결정되고 이어서 추가 처리를 위해 센서 데이터를 필터링/선택하는 데 사용될 수 있다. 대안적으로, 1차 주파수 및 그 더 높은 고조파로부터 재구성된 신호 데이터가 BP 알고리즘으로부터 혈압 값을 유도하는 데 사용될 수 있다.
칼만 및 입자 필터 모델:
데이터 수신기(2004)는 칼만 및 입자 필터를 구현하도록 구성될 수 있어, 수신된 센서 데이터가 이러한 칼만 및 입자 필터를 받게 되어 다른 주기적 신호 및 전자 노이즈 및 모션으로 인한 것들과 같은 다른 아티팩트로부터 펄스-파형 데이터를 격리할 수 있게 된다. 격리된 펄스-파형 데이터는 혈압 값을 추출하기 위해 BP 알고리즘에서 사용될 수 있다. 이들 모델의 적합 파라미터는 신호 품질에 대한 메트릭으로서 사용될 수 있다. 다른 진동 신호의 파라미터, 예를 들어, 호흡수가 BP 모델에 대한 입력으로서 또는 의료팀에 대한 정보로서 유용할 수도 있다. 일 양태에서, 호흡수는 신체의 모션으로부터 측정될 수 있고 다른 양태에서는 펄스 파형으로부터 측정될 수 있다.
상기 품질 모델 중 임의의 것은 또한 어느 유형의 신호 처리가 예측된 혈압 값의 정확도를 개선하기 위해 데이터를 수정하도록 요구될 수도 있는지를 결정하는 데 사용될 수도 있다. 예를 들어, 대역통과 필터에 사용되는 주파수의 범위는 모션 아티팩트 또는 노이즈가 있는 신호를 더 많이 필터링하기 위해 품질 메트릭의 더 낮은 값에 대해 축소될 수도 있다. 다른 예에서, 센서 데이터는 호흡 모드 또는 고주파 진동 환기로 인해 2차 주파수를 갖는 데이터의 클래스에 속할 수도 있고, 이 주파수를 갖는 데이터는 대역저지 필터로 필터링될 것이다.
혈압 모델
인공 신경망:
데이터 수신기(2004)는 정규화된 펄스-파형 형상으로부터 혈압 값을 유도하기 위해 인공 신경망(NN)을 구현하도록 구성될 수 있다. 특징 기반 회귀 모델과 조합된 미리 훈련된 컨볼루션 신경망의 사용은 이 용례에 유리할 수도 있다. 성별, 연령, 신장 및 체중과 같은 인구 통계의 포함이 또한 유리할 수도 있다.
NN 코드는 새로운 모델 파라미터의 쉬운 도입을 가능하게 하도록 모듈 방식으로 구조화될 수 있다. 동맥 라인 데이터와 센서 데이터의 높은 상관 때문에(예를 들어, WO 2017/172978 A1의 도 17 내지 도 19), 동맥 라인 데이터는 기계 학습 알고리즘을 위해 사용되는 훈련 세트를 증강하는 데 사용될 수 있다. 이것의 장점은 다양한 약물 및 다른 치료를 받는 장시간 기간 동안 광범위한 인구 통계를 갖는 수천 명의 개인을 샘플링하는 것을 가능하게 하는 이용 가능한 데이터의 폭이다. 센서 데이터와 동시에 취한 동맥 라인 데이터는 펄스 단위 기초로 센서 데이터에 대한 그라운드 트루스 값을 유도하는 데 사용될 수 있어, 각각의 개인에 대해 수백만 개의 데이터-그라운드 트루스 쌍을 제공한다. 동맥 라인과 센서의 모두로부터의 데이터는 모션, 스케일링 에러 또는 신호 압축 에러로 인한 아티팩트를 제거하기 위해 큐레이션이 필요할 수도 있다. 동맥 라인 데이터는 또한 동맥 라인의 위치가 데이터가 과소감쇠(underdamped) 또는 과도감쇠(overdamped)되게 하여 보고된 수축기 및 확장기 혈압 값의 정확도에 영향을 미칠 수 있는 데이터를 제거하기 위해 큐레이팅될 수도 있다. 본 발명자들은 과소감쇠된 파형의 자동 검출을 가능하게 하는 알고리즘을 개발했다.
캘리브레이션 또는 앵커 지점의 사용:
캘리브레이팅되지 않은 모델은 단지 정규화된 센서 펄스파 데이터만을 입력으로서 사용하여 본 발명자들에 의해 개발되었지만, 몇몇 상황에서, 추출된 혈압 값의 정확도를 개선하기 위해 외부 데이터를 사용하는 것이 유리할 수도 있다. 예를 들어, 연령, 성별, 신장 및 체중과 같은 인구 통계 정보, 및 고주파 진동 환기, 순환 보조 디바이스 또는 투석과 같은 의료 치료에 대한 정보가 모델들 사이를 선택하기 위해 또는 특정 모델에서 입력으로서 사용될 수도 있다. 신생아의 경우, 출생 체중 또는 임신 연령이 또한 모델로의 입력으로서 사용될 수도 있다.
센서 데이터 수집의 시작시에 하나 이상의 팽창 가능한 커프 측정치의 사용은 또한 몇몇 모델로의 입력으로서 사용될 수 있다. 센서 데이터 수집의 과정 중에 모델에 대한 입력으로서 주기적인 커프 측정치를 사용하는 것이 또한 유리할 수도 있다.
모델은 센서가 적용되고 이어서 다수의 위치에서 사용되는 지정된 스타트업 요법으로부터 얻어진 입력을 또한 포함할 수도 있다. 예를 들어, 손목 착용 센서에 대한 하나의 이러한 요법은 각각의 위치에서, 고정된 시간 기간, 예를 들어, 5 내지 20초 동안 팔을 위, 아래, 똑바로 펴서 유지하는 것일 수 있다. 고도계가 센서 데이터로부터 추출된 혈압 값에 이들 센서 위치에 기초하는 보정 계수를 적용함으로써 센서 데이터에 대한 캘리브레이션 계수를 결정하기 위해 이들 3개의 위치에서 센서의 상대 위치를 알려주는 데 사용될 수 있다.
다양한 양태에서, 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300) 및/또는 도 21 내지 도 24와 관련하여 설명된 센서 밴드(1800, 1900)는 비히클(vehicle) 또는 인공호흡기 진동과 같은 모션 아티팩트를 감소시키기 위해 액세서리 디바이스에 결합될 수도 있다. 액세서리 디바이스는 진동 격리 광학 벤치의 개념과 유사하게, 환경적 모션으로부터 디바이스를 격리하기 위한 감쇠(예를 들어, 점탄성) 재료의 패드를 포함할 수도 있다. 감쇠는 주파수 의존성일 수 있고 특정 유형의 진동에 맞춤화될 수 있다. 진동 감쇠 재료는 진동을 감쇠하거나 모션 아티팩트를 완화할 수 있다. 진동 감쇠 패드는 센서 패드(1800, 1900)(도 21 내지 도 24)가 부착되는 팔 또는 다리 아래에 배치될 수도 있거나 환자 아래의 매트리스/시트 패드로서 사용될 수도 있다.
방법
도 37 내지 도 39에 도시되어 있는 이하의 방법(5000, 6000, 7000)은 상기에 상세히 설명된 근접도 센서 회로, 전기 신호 감지 회로, 및 신호 처리 회로와 연관된 하드웨어를 사용하여 구현될 수 있다. 하나 이상의 근접도 센서 회로, 전기 신호 감지 회로 및 신호 처리 회로는 측정될 표면 부근/상에 배치된 단일 전극을 사용하여 사용자의 생리학적 변화를 모니터링하는 방식으로 구성된 센서 회로로 사용자의 혈류 역학적 변화(또는 펄스-파형)를 감지하도록 구성 및 배열될 수도 있다. 이들 및 다른 양태는 전술된 하드웨어 및 후술되는 방법 중 하나 이상과 일치하는 혈류 역학적 변화를 감지하도록 구성된 근접도 센서 회로, 전기 신호 감지 회로, 및 신호 처리 회로를 채용한다. 이에 따라, 후술되는 방법의 설명에 있어서, 도 1 내지 도 31b, 도 31c의 설명의 하드웨어 및 도 31a 및 도 32a 내지 도 35의 데이터를 참조할 수 있다.
특히, 각각의 방법(5000, 6000, 7000)은 하나 이상의 생리학적 파라미터를 비침습적 방식으로 실시간으로 모니터링하기 위해 채용될 수 있는 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300) 중 어느 하나에 결합된 도 25 및 도 28에 설명된 바와 같은 회로(2000)에 의해 구현될 수도 있다. 회로(2000)는 도 1 내지 도 8, 도 12, 도 13, 도 15, 도 16에 설명된 근접도 센서(100, 200, 300, 400, 500, 600, 700, 800, 1000, 1100, 1200, 1300)(100 내지 1300) 중 어느 하나를 사용하여 환자의 신체로부터 신호를 검출하기 위한 센서 회로 모듈(2008)(예를 들어, 인쇄 회로 기판 조립체(PCBA) 및 펌웨어)을 포함하는 센서 밴드(2002)를 포함한다. 일 양태에서, 근접도 센서에 의해 검출된 신호는 이하에 설명되는 바와 같은 다른 것들 중에서도, 예를 들어, 혈압을 포함하는 하나 이상의 생리학적 파라미터를 나타내는 펄스-파형이다. 일 양태에서, 회로 모듈(2008)은 도 25에 설명된 바와 같이 센서 회로(4324) 및 트랜스듀서 회로(4326)를 포함한다. 적어도 하나의 전극을 포함하는 센서 회로(4324)는 트랜스듀서 회로(4326)에 결합된다. 트랜스듀서 회로(4326)는, 트랜스듀서 회로(4326)로부터 수신된 신호를 처리하기 위해 전기 신호 감지 회로(4327)를 구현하기 위한 하드웨어 및 소프트웨어를 포함하는 회로 모듈(2012)을 포함하는 데이터 수신기(2004)에 선택적으로 무선으로 결합된다. 일 양태에서, 수신기 회로 모듈(2012)의 전기 신호 감지 회로(4327)는 트랜스듀서 회로(4326)로부터 수신된 신호를 처리하도록 구성된다. 통신 회로(4330)는 신호의 부가의 처리를 위해 클라우드와 통신할 수 있고 데이터 모니터(2006)와 같은 외부 모니터와 통신할 수 있다.
도 37은 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 혈류 역학적 모니터링을 위한 방법(5000)을 도시하고 있다. 방법(5000)은 사용자의 피부 부근 또는 상에 배치된 적어도 하나의 전극(100 내지 1300)을 포함하는 센서 회로(4324), 센서 회로(4324)로부터 신호를 수신하고 감지된 커패시턴스 신호를 디지털 신호로 변환하고 디지털 신호를 신호 감지 회로(4327)에 제공하여 디지털 신호를 처리하는 트랜스듀서 회로(4326)를 포함하는 센서 밴드(2002)와 같은 웨어러블 장치를 통한 혈류 역학적 모니터링 단계를 포함한다. 방법(5000)은 도 37과 함께 도 25 및 도 28을 참조하여 이하에 설명될 것이다.
방법(5000)에 따르면, 센서 회로(4324)는 전극(100 내지 1300)과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 신호 변화를 감지하고(5002), 커패시턴스 신호 변화는 펄스파 이벤트 또는 혈관의 압력 또는 혈류의 변화(예를 들어, 혈류 역학)에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조를 나타낸다. 트랜스듀서 회로(4326)는 감지된 커패시턴스 신호를 감지된(5002) 커패시턴스 신호 변화 및/또는 압력을 나타내는 디지털 신호로 변환하고(5004), 예를 들어 디지털 신호 처리 및/또는 통신을 위해 신호 감지 회로(4327)에 디지털 신호를 제공한다(5006). 펄스파 이벤트로 인해, 사용자의 피부와 전극 사이의 거리가 변화될 수 있고 그리고/또는 혈관 주위의 전기장 분포가 변화될 수 있어, 센서 회로를 사용하여 측정된 바와 같은 커패시턴스의 상대적 변화를 야기한다. 신호 감지 회로(4327)는 시간 경과에 따른 커패시턴스의 변화를 나타내는 디지털 신호를 처리하고(5008) 펄스-파형을 생성 및/또는 결정한다. 신호 감지 회로(4327)는 펄스-파형 데이터를 다양한 혈류 역학적 파라미터와 상관시키고(5010), 펄스-파형 데이터를 처리하고(5012), 다른 것들 중에서도, 시계열 값으로서 및 경향으로서의 모두로서 심장 박동수, 혈압, 예를 들어 수축기 및 확장기 압력, 평균 동맥압, 펄스 압력, 동맥 경직도, 및/또는 혈액량, 또는 이들의 조합, 및 이들의 변동성을 결정한다(5014).
일 양태에서, 방법(5000)은 도플러 측정치에 대한 대체물로서 펄스파 또는 심장 박동을 측정하는 단계를 포함한다. 다른 양태에서, 방법(5000)은 다중 펄스 포인트를 측정하고 순환 비교를 제공하는 단계를 포함한다. 다른 양태에서, 방법(5000)은 혈압 또는 펄스 높이 값의 경향 또는 펄스-파형 형상의 변화를 사용하여 순환 시간 분석을 통해 수술 절차의 합병증 또는 효능을 결정하는 단계를 포함한다.
방법(5000)은 사용자의 피부 부근 또는 상에 센서 회로(4324)의 적어도 하나의 전극(100 내지 1300)을 배치하고 펄스파 이벤트를 감지하는 단계를 더 포함한다. 방법(5000)에 따르면, 전극(100 내지 1300)은 사용자의 피부와 접촉하고 그리고/또는 그에 근접할 수 있다. 몇몇 양태에서, 전극(100 내지 1300)은 기계적 구속(예를 들어, 손목 밴드, 탄성적 유연성 밴드, 또는 의류 물품) 및/또는 접착제를 사용하여 사용자 상에(접촉하든 그렇지 않든) 구속된다. 전극(100 내지 1300)은 혈관 부근, 바람직하게는 이들에 한정되는 것은 아니지만, 요골, 상완, 경동맥, 경골, 및 측두 펄스 포인트와 같은 촉진 가능한 펄스 포인트 부근에 위치될 수 있다.
방법(5000)에 따르면, 적어도 하나의 센서 회로(4324)는 전기 신호(예를 들어, 디지털)를 전기 신호 감지 회로(4327)에 제공하기 위해 트랜스듀서 회로(4326)의 부분으로서 배열된 복수의 전극(100 내지 1300)을 포함하고, 전기 신호는 사용자의 피부와 전극(100 내지 1300), 압력 및/또는 전기장 사이의 거리의 변조에 응답하고 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트에 기인하는 커패시턴스의 변화를 나타낸다. 다양한 관련 양태에서, 복수의 센서 회로(4324)는 기계적으로 분리되고 그리고/또는 어레이(예를 들어, 센서 어레이)로 배열될 수도 있다. 각각의 센서 회로(4324)는 본 명세서에 또한 설명되는 바와 같은 다른 구성 중에서도, 상이한 기하학적 형상, 유전층, 로케이션, 감도를 갖는 것과 같이, 상이하게 구성될 수도 있다.
도 38a 내지 도 38d는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 하나 이상의 생리학적 파라미터를 측정 및 처리하기 위한 방법(6000)을 도시하고 있다. 방법(6000)은 사용자의 피부 부근 또는 상에 배치된 적어도 하나의 전극(100 내지 1300)을 포함하는 센서 회로(4324), 센서 회로(4324)로부터 신호를 수신하고 신호를 디지털 신호로 변환하고 디지털 신호를 신호 감지 회로(4327)에 제공하여 디지털 신호를 처리하는 트랜스듀서 회로(4326)를 포함하는 센서 밴드(2002)와 같은 웨어러블 장치를 통해 하나 이상의 생리학적 파라미터를 측정 및 처리하는 단계를 포함한다.
도 38a를 참조하면, 일 양태에서, 방법(6000)에 따르면, 센서 회로(4324)는 전극(100 내지 1300)과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 신호 변화를 감지하고(6002), 커패시턴스 신호 변화는 펄스파 이벤트 또는 혈관의 압력 또는 혈류의 변화(예를 들어, 혈류 역학)에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조를 나타낸다. 트랜스듀서 회로(4326)는 감지된 커패시턴스 신호를 감지된(6002) 커패시턴스 신호 변화 및/또는 압력을 나타내는 디지털 신호로 변환하고(6004), 예를 들어 디지털 신호 처리 및/또는 통신을 위해 신호 감지 회로(4327)에 디지털 신호를 제공한다(6006). 펄스파 이벤트로 인해, 사용자의 피부와 전극(100 내지 1300) 사이의 거리가 변화될 수 있고 그리고/또는 혈관 주위의 전기장 분포가 변화될 수 있어, 센서 회로(4324)를 사용하여 측정된 바와 같은 커패시턴스의 상대적 변화를 야기한다. 신호 감지 회로(4327)는 시간 경과에 따른 커패시턴스의 변화를 나타내는 디지털 신호를 처리하고(6008) 펄스-파형을 생성 및/또는 결정한다.
도 38b를 참조하면, 일 양태에서, 방법(6000)에 따르면, 신호 감지 회로(4327)는 트랜스듀서 회로(4326)로부터 펄스-파형 데이터를 수신하고, 신호 감지 회로(4327)에 의해 수신된 감지된 생리학적 파라미터와 연관된 디지털 데이터에 기초하여 회귀 계수 모델을 구현한다(6010). 감지된 생리학적 파라미터는 시계열 값으로서 및 경향로서의 모두로서 심장 박동수, 혈압, 예를 들어, 수축기 및 확장기 압력, 평균 동맥압, 펄스 압력, 동맥 경직도 및/또는 혈액량, 또는 이들의 조합, 및 이들의 변동성을 포함한다. 신호 감지 회로(4327)는 펄스 단위 동기화된 동맥 및 센서 데이터를 사용하여 센서와 기준 동맥 라인 데이터 사이의 회귀 계수를 결정한다(6012). 신호 감지 회로(4327)는 이어서 센서 데이터 품질의 메트릭으로서 회귀 계수를 채용한다(6014).
도 38b를 계속 참조하면, 일 양태에서, 방법(6000)에 따르면, 신호 감지 회로(4327)는 회귀 계수를 그라운드 트루스 값으로 하여 센서 데이터에 대해 훈련된 신경망을 채용한다(6016). 신경망은 후속 센서 데이터가 동시에 취해지면 동맥 라인 데이터와 상관될 우도를 예측하도록(6018) 신호 감지 회로(4327)에 의해 채용된다. 신호 감지 회로(4327)는 센서 펄스-파형 데이터로부터 혈압 값을 추출하기 위해 알고리즘에 공급될 센서 데이터를 필터링하기 위한 품질 메트릭으로서 우도를 채용한다(6020). 신호 감지 회로(4327)는 우도에 기초하여 추출된 혈압 값의 신뢰 레벨을 추정한다(6022).
도 38c를 참조하면, 일 양태에서, 방법(6000)에 따르면, 신호 감지 회로(4327)는 수신된 센서 데이터에 기초하여 펄스-파형 품질 모델을 구현한다(6024). 신호 감지 회로(4327)는 2차 피크의 분해능, 신호 대 노이즈 레벨, 기준선 변동의 결여, 또는 모션 아티팩트, 또는 이들의 조합과 같은 펄스-파형의 특징에 기초하는 루브릭으로부터 품질 레이팅에 대해 훈련한다(6026). 신호 감지 회로(4327)는 펄스-파형 데이터를 시각적으로 레이팅하고(6028), 그라운드 트루스 값으로서 사용되는 레이팅으로 펄스-파형 데이터에 대해 컨볼루션 신경망을 훈련한다(6030). 일 양태에서, 방법(6000)에 따르면, 신호 감지 회로(4327)는 혈압 값을 추출하거나 추출된 값에 대한 신뢰 레벨을 추정하는 데 사용을 위해 센서 데이터를 필터링하기 위해 후속 센서 데이터에 대한 품질 레이팅을 제공한다(6032). 일 양태에서, 방법(6000)에 따르면, 신호 감지 회로(4327)는 혈압 값이 해당 펄스-파형으로부터 추출될 수 있는지 여부 및/또는 어느 모델이 사용될지를 결정하기 위해 각각의 새로운 펄스-파형에 대한 파형 형상의 클래스를 식별하기 위해 펄스-파형 데이터를 상이한 정준 형상으로 분류한다(6034).
도 38d를 참조하면, 일 양태에서, 방법(6000)에 따르면, 신호 감지 회로(4327)는 수신된 센서 데이터에 기초하여 신호 대 노이즈비 모델을 구현한다(6036). 신호 감지 회로(4327)는 수신된 센서 데이터의 푸리에 변환에 기초하는 푸리에 필터에 기초하여 품질 모델을 구현한다(6038). 일 양태에서, 신호 감지 회로(4327)는 더 낮은 주파수에서의 호흡 모드 및 더 높은 주파수에서의 진동 환기 노이즈와 같은 주기적 노이즈를 제거하기 위해 대역저지 필터를 구현한다(6040). 일 양태에서, 신호 감지 회로(4327)는 심장 박동수와 연관된 1차 주파수를 식별하고 신호 데이터의 다수의 더 높은 고조파와 함께 신호 전력의 피크에 걸쳐 적분함으로써 센서 데이터 신호 전력을 계산한다(6042). 신호 감지 회로(4327)는 신호 데이터의 다수의 더 높은 고조파와 함께 신호 전력의 피크에 걸쳐 적분한다(6044). 신호 감지 회로(4327)는 노이즈 전력 값을 결정하기 위해 나머지 데이터를 적분하고(6046) 일반적인 품질 센서 데이터를 나타내는 메트릭을 산출하기 위해 신호 전력 대 노이즈 전력의 비를 계산한다(6048). 일 양태에서, 신호 감지 회로(4327)는 추가의 처리를 위해 수신된 센서 데이터를 필터링/선택하기 위해 시간의 함수로서 신호 대 노이즈비(SNR)를 결정하도록 슬라이딩 데이터 윈도우로 신호 전력 대 노이즈 전력의 비를 계산한다(6050). 일 양태에서, 신호 감지 회로(4327)는 혈압 값을 유도하기 위해 더 높은 고조파를 채용하는 1차 주파수로부터 센서 신호 데이터를 재구성한다(6052).
도 38d를 계속 참조하면, 일 양태에서, 방법(6000)에 따르면, 감지 신호 회로(4327)는 수신된 센서 데이터에 기초하여 칼만 및 입자 필터 모델을 구현한다(6054). 신호 감지 회로(4327)는 다른 주기적 신호 및 전자 노이즈 및 모션으로 인한 다른 아티팩트로부터 펄스-파형 데이터를 격리하기 위해 칼만 및 입자 필터를 받게 된 센서 데이터를 처리한다(6056). 신호 감지 회로(4327)는 혈압 값을 추출하기 위해 펄스-파형 데이터를 격리한다(6058).
도 39a 내지 도 39c는 본 개시내용의 적어도 하나의 양태에 따른, 하나 이상의 생리학적 파라미터를 측정 및 처리하기 위한 방법(7000)을 도시하고 있다. 방법(7000)은 사용자의 피부 부근 또는 상에 배치된 적어도 하나의 전극(100 내지 1300)을 포함하는 센서 회로(4324), 센서 회로(4324)로부터 신호를 수신하고 신호를 디지털 신호로 변환하고 디지털 신호를 신호 감지 회로(4327)에 제공하여 디지털 신호를 처리하는 트랜스듀서 회로(4326)를 포함하는 센서 밴드(2002)와 같은 웨어러블 장치를 통해 하나 이상의 생리학적 파라미터를 측정 및 처리하는 단계를 포함한다.
도 39a를 참조하면, 일 양태에서, 방법(7000)에 따르면, 센서 회로(4324)는 전극(100 내지 1300)과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 신호 변화를 감지하고(7002), 커패시턴스 신호 변화는 펄스파 이벤트 또는 혈관의 압력 또는 혈류의 변화(예를 들어, 혈류 역학)에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조를 나타낸다. 트랜스듀서 회로(4326)는 감지된 커패시턴스 신호를 감지된(7002) 커패시턴스 신호 변화 및/또는 예를 들어 디지털 신호 처리 및/또는 통신을 위해 신호 감지 회로(4327)에 제공된(7004) 압력을 나타내는 디지털 신호로 변환한다. 펄스파 이벤트로 인해, 사용자의 피부와 전극(100 내지 1300) 사이의 거리가 변화될 수 있고 그리고/또는 혈관 주위의 전기장 분포가 변화될 수 있어, 센서 회로(4324)를 사용하여 측정된 바와 같은 커패시턴스의 상대적 변화를 야기한다. 신호 감지 회로(4327)는 시간 경과에 따른 커패시턴스의 변화를 나타내는 디지털 신호를 처리하고(7006) 펄스-파형을 생성 및/또는 결정한다. 신호 감지 회로(4327)는 신호 감지 회로(4327)에 의해 수신된 감지된 생리학적 파라미터와 연관된 디지털 데이터에 기초하여 하나 이상의 혈압 모델을 구현한다(7008).
도 39b를 참조하면, 일 양태에서, 방법(7000)에 따르면, 신호 감지 회로(4327)는 인공 신경망을 구현하고(7012), 정규화된 펄스-파형 형상으로부터 혈압 및/또는 다른 혈류 역학적 값을 유도하기 위해 인공 신경망을 채용한다(7014). 신호 감지 회로(4327)는 특징 기반 회귀 모델과 조합된 미리 훈련된 컨볼루션 신경망을 채용한다(7016). 신호 감지 회로(4327)는 새로운 모델 파라미터의 도입을 가능하게 하는 모듈 방식으로 신경망 코드를 구조화한다(7018). 몇몇 경우에, 신호 감지 회로(4327)는 또한 펄스 단위 기초로 센서 데이터에 대한 그라운드 트루스 값을 유도하기 위해 센서 데이터와 동시에 동맥 라인 데이터를 측정하도록(7020) 구성될 수도 있다. 신호 감지 회로(4327)는 모션, 스케일링 에러 또는 신호 압축 에러 또는 이들의 조합으로 인한 아티팩트를 제거하기 위해 펄스 파형 데이터를 큐레이팅하고(7022), 동맥 라인이 보고된 수축기 및 확장기 혈압 값(7026)의 정확도를 개선하기 위해 과소감쇠 또는 과도감쇠되는 데이터를 제거하기 위해 동맥 라인 데이터를 큐레이팅한다(7024). 신호 감지 회로(4327)는 또한 동맥 라인 트랜스듀서로부터의 데이터와 동일한 방식으로 7012에 의해 수신 및 처리된 디지털 데이터를 침대 옆 모니터 상에 디스플레이되고 병원의 전자 기기 의료 기록에 입력될 수 있는 [아날로그] 출력으로 변환하도록 구성될 수도 있다.
도 39c를 참조하면, 일 양태에서, 방법(7000)에 따르면, 신호 감지 회로(4327)는 캘리브레이션 또는 앵커 지점을 구현하고(7028) 그리고/또는 추출된 혈압 값의 정확도를 개선하기 위해 외부 데이터를 채용한다(7030). 외부 데이터는 연령, 성별, 신장 및 체중과 같은 인구 통계 정보, 및 고주파 진동 환기, 순환 보조 디바이스, 투석, 출생 체중 또는 임신 연령 또는 이들의 임의의 조합과 같은 의료 치료에 대한 정보를 포함한다. 신호 감지 회로(4327)는 모델로의 입력으로서 센서 데이터 수집의 시작시에 하나 이상의 팽창 가능한 커프 측정치를 채용하고(7032), 센서 데이터 수집의 과정 중에 모델로의 입력으로서 주기적인 커프 측정치를 채용하고(7034), 그리고/또는 센서 데이터가 적용되고 이어서 다수의 위치에서 사용되는 지정된 스타트업 요법으로부터 얻어진 입력을 채용한다(7036).
예
본 명세서에 설명된 주제의 다양한 양태는 이하의 번호 부여된 예에서 설명된다:
예 1. 근접도 센서이며, 내부면 및 외부면을 포함하는 제1 유전층; 제1 유전층의 내부면 또는 외부면 중 하나에 근접하게 위치된 전기 전도층; 및 외부면을 포함하는 전극으로서, 전극의 외부면은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고, 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성하는, 전극을 포함하는, 근접도 센서.
예 2. 예 1에 있어서, 전기 전도층은 제1 유전층의 외부면에 근접하게 위치되고; 전극은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고, 전극은 내부면 및 외부면을 포함하고, 전극의 외부면은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고, 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성하는, 근접도 센서.
예 3. 예 1 내지 2 중 어느 하나에 있어서, 제1 유전층은 최대 150 ㎛의 두께를 갖는, 근접도 센서.
예 4. 예 1 내지 3 중 어느 하나에 있어서, 기판 및 제2 유전층을 더 포함하고, 제2 유전층은 내부면 및 외부면을 포함하고, 제2 유전층은 전극의 내부면과 기판 사이에 배치되는, 근접도 센서.
예 5. 예 4에 있어서, 기판과 제2 유전층의 내부층 사이에 위치된 접착층을 더 포함하는, 근접도 센서.
예 6. 예 1 내지 5 중 어느 하나에 있어서, 전극과 전자 회로 사이에 전기적 연결을 제공하기 위해 전극에 전기적으로 결합된 전기 전도성 요소; 및 내부면 및 외부면을 포함하는 접착층으로서, 접착층은 제1 유전층의 내부면과 전기 전도성 요소 사이에 배치되는, 접착층을 더 포함하는, 근접도 센서.
예 7. 예 6에 있어서, 전기 전도성 요소는 제1 유전층의 내부면에 근접하게 또는 제2 유전층의 외부면에 근접하게 배치되는, 근접도 센서.
예 8. 예 6 내지 7 중 어느 하나에 있어서, 제1 유전층의 내부면과 접착층의 외부면 사이에 배치된 유전성 발포체 또는 양면 테이프를 더 포함하는, 근접도 센서.
예 9. 예 1 내지 8 중 어느 하나에 있어서, 전기 전도층은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고; 전극과 전기 전도층 사이에 배치된 제2 유전층을 더 포함하고, 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성하고, 유전층은 간극을 제어하기 위해 부동하거나 근접도 센서를 포함하는 다른 구성요소에 체결될 수도 있는, 근접도 센서.
예 10. 예 9에 있어서, 제2 유전층은 최대 150 ㎛의 두께를 갖는, 근접도 센서.
예 11. 예 9 내지 10 중 어느 하나에 있어서, 제2 유전층은 5 ㎛ 미만의 두께를 갖는, 근접도 센서.
예 12. 예 9 내지 11 중 어느 하나에 있어서, 제2 유전층은 3 ㎛ 미만의 두께를 갖는, 근접도 센서.
예 13. 예 9 내지 12 중 어느 하나에 있어서, 제2 유전층은 텍스처링된 표면을 갖는, 근접도 센서.
예 14. 예 9 내지 13 중 어느 하나에 있어서, 기판, 및 전극과 기판 사이에 배치된 제3 유전층을 더 포함하는, 근접도 센서.
예 15. 예 14에 있어서, 제3 유전층과 기판 사이에 배치된 폴리머 층을 더 포함하는, 근접도 센서.
예 16. 예 15에 있어서, 기판과 폴리머 층 사이에 위치된 접착층을 더 포함하는, 근접도 센서.
예 17. 근접도 센서이며, 내부면 및 외부면을 포함하는 제1 유전층; 제1 유전층의 내부면 또는 외부면 중 하나에 근접하게 위치된 전기 전도층; 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치된 감지 전극으로서, 감지 전극은 내부면 및 외부면을 포함하고, 감지 전극의 외부면은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고, 감지 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성하는, 감지 전극; 감지 전극에 대해 배치된 기준 전극으로서, 기준 전극은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고, 기준 전극은 내부면 및 외부면을 포함하고, 기준 전극의 외부면은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고, 기준 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성하는, 기준 전극을 포함하는, 근접도 센서.
예 18. 예 17에 있어서, 접착층이 제1 유전층의 내부면과 기준 전극의 외부면 사이에 배치되는, 근접도 센서.
예 19. 예 17 내지 18 중 어느 하나에 있어서, 기준 전극은 감지 전극에 대해 측방향으로 배치되는, 근접도 센서.
예 20. 예 17 내지 19 중 어느 하나에 있어서, 기준 전극은 감지 전극에 대해 적층되는, 근접도 센서.
예 21. 예 17 내지 20 중 어느 하나에 있어서, 감지 전극과 기준 전극은 기계적으로 격리되는, 근접도 센서.
예 22. 예 17 내지 21 중 어느 하나에 있어서, 제1 기판; 제2 기판; 감지 전극과 제1 기판 사이에 배치된 제3 유전층; 및 기준 전극과 기준 전극 사이에 배치된 제4 유전층을 더 포함하는, 근접도 센서.
예 23. 예 22에 있어서, 제1 기판과 제3 유전층 사이에 위치된 제1 접착층; 및 제2 기판과 제4 유전층 사이에 위치된 제2 접착층을 더 포함하는, 근접도 센서.
예 24. 예 22 내지 23 중 어느 하나에 있어서, 기준 전극과 제1 유전층 사이에 배치된 제5 유전층을 더 포함하는, 근접도 센서.
예 25. 예 24에 있어서, 감지 전극과 제1 유전층 사이에 배치된 제6 유전층을 더 포함하는, 근접도 센서.
예 26. 예 22 내지 25 중 어느 하나에 있어서, 제1 및 제2 기판 위에 배치된 커버 필름을 더 포함하는, 근접도 센서.
예 27. 예 22 내지 26 중 어느 하나에 있어서, 제1 및 제2 기판은 동일한 평면을 따라 위치되는, 근접도 센서.
예 28. 예 22 내지 27 중 어느 하나에 있어서, 제1 및 제2 기판은 상이한 평면을 따라 위치되고, 근접도 센서는: 장착 구조체; 및 합치성을 제공하고 기준 전극과 감지 전극의 모두가 유사한 접촉 평면을 갖는 것을 보장하기 위해 제1 및 제2 기판 사이에 배치된 발포층을 더 포함하고, 제1 기판과 장착 구조체 사이의 발포층 부분은 제1 두께를 갖고, 제2 기판과 장착 구조체 사이의 발포층은 제1 두께와는 상이한 제2 두께를 갖는, 근접도 센서.
예 29. 예 17 내지 28 중 어느 하나에 있어서, 발포층을 더 포함하고, 감지 전극 및 기준 전극은 발포층의 대향 측면들에 위치되는, 근접도 센서.
예 30. 예 17 내지 29 중 어느 하나에 있어서, 감지 표면 위에 배치된 밀봉제 층을 더 포함하는, 근접도 센서.
예 31. 예 29 내지 30 중 어느 하나에 있어서, 기준 전극과 발포층의 동일한 측면에 위치된 장착 구조체를 더 포함하는, 근접도 센서.
예 32. 근접도 센서 모듈이며, 센서 요소 기판으로서, 센서 요소는 예 1 내지 31 중 어느 하나에 정의된 근접도 센서 중 어느 하나를 포함하는, 센서 요소 기판; 센서 요소 기판 상에 배치된 적어도 하나의 전기 전도성 전극 리드; 적어도 하나의 전기 전도성 전극 리드 상에 배치된 적어도 하나의 탄성 변형 가능한 전기 전도성 특징부; 전자 모듈; 전자 모듈 상에 배치된 적어도 하나의 전기 전도성 패드로서, 적어도 하나의 전기 전도성 패드는 적어도 하나의 탄성 변형 가능한 전기 전도성 특징부를 통해 적어도 하나의 전기 전도성 리드와 적어도 하나의 전기 전도성 패드 사이에 전기적 연결을 형성하도록 위치되는, 적어도 하나의 전기 전도성 패드를 포함하는, 근접도 센서 모듈.
예 33. 예 32에 있어서, 복수의 전기 전도성 리드; 복수의 전기 전도성 전극 리드 상에 배치된 복수의 탄성 변형 가능한 전기 전도성 특징부; 및 전자 모듈 상에 배치된 복수의 전기 전도성 패드로서, 복수의 전기 전도성 패드는 복수의 탄성 변형 가능한 전기 전도성 특징부를 통해 복수의 전기 전도성 리드와 복수의 전기 전도성 패드 사이에 전기적 연결을 형성하도록 위치된, 복수의 전기 전도성 패드를 더 포함하는, 근접도 센서 모듈.
예 34. 예 32 내지 33 중 어느 하나에 있어서, 센서 요소 기판은 엠보싱되는, 근접도 센서 모듈.
예 35. 예 34에 있어서, 엠보싱된 센서 요소 기판을 구조적으로 지지하기 위해 엠보싱된 센서 요소 기판 아래에 배치된 유연성 기판을 더 포함하는, 근접도 센서 모듈.
예 36. 예 1 내지 35 중 어느 하나에 있어서, 전자 모듈을 수용하도록 구성된 클램쉘 하우징을 더 포함하는, 근접도 센서 모듈.
예 37. 예 36에 있어서, 센서 요소와 클램쉘 하우징 사이에 배치된 체결구를 더 포함하는, 근접도 센서 모듈.
예 38. 예 37에 있어서, 체결구는 후크 및 루프 체결구를 포함하는, 근접도 센서 모듈.
예 39. 생리학적 파라미터를 측정하기 위한 회로이며, 회로는 적어도 하나의 전극을 포함하는 예 1 내지 31 중 어느 하나에 정의된 근접도 센서 중 어느 하나를 포함하는 센서 요소 기판을 포함하는 센서 회로로서, 센서 회로는 적어도 하나의 전극과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 신호를 모니터링하도록 구성되고, 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트 또는 사용자의 혈관 내의 모션, 압력 또는 혈류의 변화 또는 사용자의 신체의 부위의 움직임에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조를 나타내는, 센서 회로; 센서 회로에 결합된 트랜스듀서 회로로서, 트랜스듀서 회로는 모니터링된 커패시턴스 신호를 모니터링된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하도록 구성되는, 트랜스듀서 회로; 및 디지털 신호를 수신하고 사용자와 연관된 적어도 하나의 생리학적 파라미터를 결정하도록 구성된 신호 감지 회로를 포함하는, 회로.
예 40. 예 39에 있어서, 생리학적 파라미터는 시계열 값으로서 및 경향으로서의 모두로서 혈압, 수축기, 확장기, 평균 동맥압, 또는 펄스 압력, 호흡수, 또는 이들의 조합, 및 이들의 변동성을 포함하는, 회로.
예 41. 예 39 내지 40 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 도플러 측정치에 대한 대체물로서 펄스파 또는 심장 박동을 측정하도록 구성되는, 회로.
예 42. 예 39 내지 41 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 혈압 및 심장 박동수 경향을 모니터링하도록 구성되는, 회로.
예 43. 예 39 내지 42 중 어느 하나에 있어서, 전자 회로는 다중 펄스 포인트를 측정하고 순환 비교를 제공하도록 구성되는, 회로.
예 44. 예 39 내지 43 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 혈압 또는 펄스 높이 값의 경향 또는 펄스-파형 형상의 변화를 사용하여 순환 시간 분석을 통해 수술 절차의 합병증 또는 효능을 결정하도록 구성되는, 회로.
예 45. 생리학적 파라미터를 측정하기 위한 회로이며, 회로는 적어도 하나의 전극을 포함하는 예 1 내지 31 중 어느 하나에 정의된 근접도 센서 중 어느 하나를 포함하는 센서 요소 기판을 포함하는 센서 회로로서, 센서 회로는 적어도 하나의 전극과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 신호를 모니터링하도록 구성되고, 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트 또는 사용자의 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조를 나타내는, 센서 회로; 센서 회로에 결합된 트랜스듀서 회로로서, 트랜스듀서 회로는 모니터링된 커패시턴스 신호를 모니터링된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하도록 구성되는, 트랜스듀서 회로; 및 품질 모델을 구현하도록 구성된 신호 감지 회로를 포함하는, 회로.
예 46. 예 45에 있어서, 신호 감지 회로는 센서 데이터 품질의 메트릭으로서 회귀 계수 모델을 구현하도록 구성되는, 회로.
예 47. 예 45 내지 46 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 회귀 계수를 그라운드 트루스 값으로 하여 센서 데이터에 대해 훈련된 신경망을 채용하도록 구성되고, 망은 후속 센서 데이터가 동맥 라인 데이터와 상관할 우도를 예측하는 데 채용되며, 우도는 센서 펄스-파형 데이터로부터 혈압 값을 추출하기 위해 알고리즘에 공급되는 센서 데이터를 필터링하기 위한 품질 메트릭으로서 채용되는, 회로.
예 48. 예 47에 있어서, 신호 감지 회로는 추출된 혈압 값의 신뢰 레벨을 추정할 우도를 채용하도록 구성되는, 회로.
예 49. 예 45 내지 48 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 펄스-파형 품질 모델을 구현하도록 구성되는, 회로.
예 50. 예 49에 있어서, 신호 감지 회로는 2차 피크의 분해능, 신호 대 노이즈 레벨, 기준선 변동의 결여, 또는 모션 아티팩트, 또는 이들의 조합과 같은 펄스-파형의 특징에 기초하는 루브릭으로부터 품질 레이팅에 대해 훈련하도록 구성되는, 회로.
예 51. 예 50에 있어서, 신호 감지 회로는 펄스-파형 데이터를 시각적으로 레이팅하고, 그라운드 트루스 값으로서 사용되는 레이팅으로 펄스-파형 데이터에 대해 컨볼루션 신경망을 훈련하도록 구성되는, 회로.
예 52. 예 49 내지 51 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 혈압 값을 추출하거나 추출된 값에 대한 신뢰 레벨을 추정하는 데 사용을 위해 센서 데이터를 필터링하기 위해 후속 센서 데이터에 대한 품질 레이팅을 제공하도록 구성되는, 회로.
예 53. 예 49 내지 52 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 혈압 값이 해당 펄스-파형으로부터 추출될 수 있는지 여부 및/또는 어느 모델이 사용될지를 결정하기 위해 각각의 새로운 펄스-파형에 대한 파형 형상의 클래스를 식별하기 위해 파형을 상이한 정준 형상으로 분류하도록 구성되는, 회로.
예 54. 예 45 내지 53 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 신호 대 노이즈비 모델을 구현하도록 구성되는, 회로.
예 55. 예 54에 있어서, 신호 감지 회로는 센서 데이터의 푸리에 변환에 기초하는 푸리에 필터링에 기초하여 품질 모델을 구현하도록 구성되는, 회로 모듈.
예 56. 예 54 내지 55 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 더 낮은 주파수에서의 호흡 모드 및 더 높은 주파수에서의 진동 환기 노이즈와 같은 주기적 노이즈를 제거하기 위해 대역저지 필터를 구현하도록 구성되는, 회로.
예 57. 예 45 내지 56 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 심장 박동수의 1차 주파수를 식별하고 신호 데이터의 다수의 더 높은 고조파와 함께 신호 전력의 피크에 걸쳐 적분함으로써 신호 전력을 계산하도록 구성되는, 회로.
예 58. 예 57에 있어서, 신호 감지 회로는 노이즈 전력 값을 결정하기 위해 나머지 데이터를 적분하도록 구성되는, 회로.
예 59. 예 58에 있어서, 신호 감지 회로는 센서 데이터의 일반적인 품질을 나타내는 메트릭을 산출하기 위해 신호 전력 대 노이즈 전력의 비를 계산하도록 구성되는, 회로.
예 60. 예 58 내지 59 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 추가의 처리를 위해 센서 데이터를 필터링/선택하기 위해 시간의 함수로서 신호 대 노이즈비(SNR)를 결정하도록 슬라이딩 데이터 윈도우로 신호 전력 대 노이즈 전력의 비를 계산하도록 구성되는, 회로.
예 61. 예 60에 있어서, 신호 감지 회로는 1차 주파수로부터 신호 데이터를 재구성하고 혈압 값을 유도하기 위해 더 높은 고조파를 채용하도록 구성되는, 회로.
예 62. 예 45 내지 61 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 칼만 및 입자 필터 모델을 구현하도록 구성되는, 회로.
예 63. 예 62에 있어서, 신호 감지 회로는 다른 주기적 신호 및 전자 노이즈 및 모션으로 인한 다른 아티팩트로부터 펄스-파형 데이터를 격리하기 위해 칼만 및 입자 필터를 받게 된 센서 데이터를 처리하도록 구성되는, 회로.
예 64. 예 63에 있어서, 신호 감지 회로는 혈압 값을 추출하기 위해 펄스-파형 데이터를 격리하도록 구성되는, 회로.
예 65. 생리학적 파라미터를 측정하기 위한 회로이며, 회로는 적어도 하나의 전극을 포함하는 예 1 내지 31 중 어느 하나에 정의된 근접도 센서 중 어느 하나를 포함하는 센서 요소 기판을 포함하는 센서 회로로서, 센서 회로는 적어도 하나의 전극과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 신호를 모니터링하도록 구성되고, 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트, 사용자의 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화 또는 사용자의 신체의 부위의 움직임에 기인하는 모션, 압력 및/또는 전기장 변조를 나타내는, 센서 회로; 센서 회로에 결합된 트랜스듀서 회로로서, 트랜스듀서 회로는 모니터링된 커패시턴스 신호를 모니터링된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하도록 구성되는, 트랜스듀서 회로; 및 혈압 및 다른 혈류 역학적 및 생리학적 모델을 구현하도록 구성된 신호 감지 회로를 포함하는, 회로.
예 66. 예 65에 있어서, 신호 감지 회로는 커패시턴스 신호를 외부 모니터 상에 디스플레이되고 그리고/또는 외부 데이터 시스템 상에서 처리 및 저장될 수 있는 포맷으로 변환하도록 구성되는, 회로.
예 67. 예 65 내지 66 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 인공 신경망을 구현하도록 구성되는, 회로.
예 68. 예 67에 있어서, 신호 감지 회로는 정규화된 펄스-파형 형상으로부터 혈압 값을 유도하기 위해 인공 신경망(NN)을 채용하도록 구성되는, 회로.
예 69. 예 68에 있어서, 신호 감지 회로는 특징 기반 회귀 모델과 조합된 미리 훈련된 컨볼루션 신경망을 채용하도록 구성되는, 회로.
예 70. 예 68 내지 69 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 새로운 모델 파라미터의 도입을 가능하게 하는 모듈 방식으로 NN 코드를 구조화하도록 구성되는, 회로.
예 71. 예 68 내지 70 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 모션, 스케일링 에러, 또는 신호 압축 에러, 또는 이들의 조합으로 인한 아티팩트를 제거하기 위해 펄스 파형 데이터를 큐레이팅하도록 구성되는, 회로.
예 72. 예 65 내지 71 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 캘리브레이션 또는 앵커 지점을 구현하도록 구성되는, 회로.
예 73. 예 72에 있어서, 신호 감지 회로는 추출된 혈압 값의 정확도를 개선하기 위해 외부 데이터를 채용하도록 구성되는, 회로.
예 74. 예 73에 있어서, 외부 데이터는 연령, 성별, 신장 및 체중과 같은 인구 통계 정보, 및 고주파 진동 환기, 순환 보조 디바이스, 투석, 출생 체중 또는 임신 연령 또는 이들의 임의의 조합과 같은 의료 치료에 대한 정보를 포함하는, 회로.
예 75. 예 72 내지 74 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 모델로의 입력으로서 센서 데이터 수집의 시작시에 하나 이상의 팽창 가능한 커프 측정치를 채용하도록 구성되는, 회로.
예 76. 예 75에 있어서, 신호 감지 회로는 센서 데이터 수집의 과정 중에 모델에 대한 입력으로 주기적인 커프 측정치를 채용하도록 구성되는, 회로.
예 77. 예 72 내지 76 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로는 센서가 적용되고 이어서 다수의 위치에서 사용되는 지정된 스타트업 요법으로부터 얻어진 입력을 채용하도록 구성되는, 회로.
예 78. 적어도 하나의 전극을 포함하는 센서 회로, 센서 회로로부터 신호를 수신하고 신호를 디지털 신호로 변환하고 디지털 신호를 처리하기 위해 신호 감지 회로에 디지털 신호를 제공하는 트랜스듀서 회로를 포함하는 웨어러블 장치를 통한 혈류 역학적 모니터링을 위한 방법이며, 방법은 센서 회로에 의해, 적어도 하나의 전극에 의한 커패시턴스 신호를 감지하는 단계로서, 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트 또는 사용자의 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조를 나타내는, 커패시턴스 신호 감지 단계; 트랜스듀서 회로에 의해, 감지된 커패시턴스 신호를 감지된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하는 단계; 트랜스듀서 회로에 의해, 디지털 신호를 신호 감지 회로에 제공하는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 생성하기 위해 시간 경과에 따른 커패시턴스의 변화를 나타내는 디지털 신호를 처리하는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 다양한 혈류 역학적 파라미터와 상관시키는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 처리하는 단계; 및 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터에 기초하여 혈류 역학적 파라미터를 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
예 79. 예 78에 있어서, 액세서리 디바이스로 모션 아티팩트를 감소시키는 단계를 더 포함하는, 방법.
예 80. 예 79에 있어서, 액세서리 디바이스는 진동 또는 모션 아티팩트를 감쇠시키는 진동 감쇠 재료를 포함하는, 방법.
예 81. 사용자의 피부 부근 또는 상에 배치된 적어도 하나의 전극을 포함하는 센서 회로, 센서 회로로부터 신호를 수신하고 신호를 디지털 신호로 변환하고 디지털 신호를 처리하기 위해 신호 감지 회로에 디지털 신호를 제공하는 트랜스듀서 회로를 포함하는 웨어러블 장치를 통해 하나 이상의 생리학적 파라미터를 측정 및 처리하기 위한 방법이며, 방법은 센서 회로에 의해, 적어도 하나의 전극에 의한 커패시턴스 신호를 감지하는 단계로서, 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트 또는 사용자의 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조를 나타내는, 커패시턴스 신호 감지 단계; 트랜스듀서 회로에 의해, 감지된 커패시턴스 신호를 감지된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하는 단계; 트랜스듀서 회로에 의해, 디지털 신호를 신호 감지 회로에 제공하는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 생성하기 위해 시간 경과에 따른 커패시턴스의 변화를 나타내는 디지털 신호를 처리하는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 다양한 혈류 역학적 파라미터와 상관시키는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 처리하는 단계; 및 신호 감지 회로에 의해, 신호 감지 회로에 의해 수신된 감지된 생리학적 파라미터와 연관된 디지털 데이터에 기초하여 회귀 계수 모델을 구현하는 단계를 포함하는, 방법.
예 82. 예 81에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 펄스 단위로 동기화된 동맥 및 센서 데이터를 사용하여 센서 데이터와 기준 동맥 라인 데이터 사이의 회귀 계수를 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
예 83. 예 82에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 센서 데이터 품질의 메트릭으로서 회귀 계수를 채용하는 단계를 포함하는, 방법.
예 84. 예 82 내지 83 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 회귀 계수를 그라운드 트루스 값으로 하여 센서 데이터에 대해 훈련된 신경망을 채용하는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 후속 센서 데이터가 동맥 라인 데이터와 상관할 우도를 예측하는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터로부터 혈압 값을 추출하기 위해 센서 데이터를 필터링하기 위한 품질 메트릭으로서 우도를 채용하는 단계; 및 신호 감지 회로에 의해, 우도에 기초하여 추출된 혈압 값의 신뢰 레벨을 추정하는 단계를 포함하는, 방법.
예 85. 예 81 내지 84 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 수신된 센서 데이터에 기초하여 펄스-파형 품질 모델을 구현하는 단계를 포함하는, 방법.
예 86. 예 85에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형의 특징에 기초하여 루브릭으로부터의 품질 레이팅에 대해 훈련하는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 시각적으로 레이팅하는 단계; 및 신호 감지 회로에 의해, 그라운드 트루스 값으로서 사용되는 레이팅으로 펄스-파형 데이터에 대한 컨볼루션 신경망을 훈련시키는 단계를 포함하는, 방법.
예 87. 예 85 내지 86 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 혈압 값을 추출하거나 추출된 값에 대한 신뢰 레벨을 추정하기 위해 센서 데이터를 필터링하도록 후속 센서 데이터에 대한 품질 레이팅을 제공하는 단계를 포함하는, 방법.
예 88. 예 85 내지 87 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 혈압 값이 해당 펄스-파형으로부터 추출될 수 있는지 여부 및/또는 어느 모델이 사용될지를 결정하기 위해 각각의 새로운 펄스-파형에 대한 파형 형상의 클래스를 식별하기 위해 펄스-파형 데이터를 상이한 정준 형상으로 분류하는 단계를 포함하는, 방법.
예 89. 예 81 내지 88 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 수신된 센서 데이터에 기초하여 신호 대 노이즈비 모델을 구현하는 단계를 포함하는, 방법.
예 90. 예 89에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 수신된 센서 데이터의 푸리에 변환에 기초하는 푸리에 필터에 기초하여 품질 모델을 구현하는 단계를 포함하는, 방법.
예 91. 예 89 내지 90 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 더 낮은 주파수에서의 호흡 모드 및 더 높은 주파수에서의 진동 환기 노이즈와 같은 주기적 노이즈를 제거하기 위해 대역저지 필터를 구현하는 단계를 포함하는, 방법.
예 92. 예 89 내지 91 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 심장 박동수와 연관된 1차 주파수를 식별함으로써 센서 데이터 신호 전력을 계산하는 단계; 및 신호 감지 회로에 의해, 신호 데이터의 다수의 더 높은 고조파와 함께 신호 전력의 피크에 걸쳐 적분하는 단계를 포함하는, 방법.
예 93. 예 92에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 노이즈 전력 값을 결정하기 위해 나머지 데이터를 적분하는 단계; 및 신호 감지 회로에 의해, 일반적인 품질 센서 데이터를 나타내는 메트릭을 산출하기 위해 신호 전력 대 노이즈 전력의 비를 계산하는 단계를 포함하는, 방법.
예 94. 예 92 내지 93 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 추가의 처리를 위해 수신된 센서 데이터를 필터링/선택하기 위해 시간의 함수로서 신호 대 노이즈비(SNR)를 결정하도록 슬라이딩 데이터 윈도우로 신호 전력 대 노이즈 전력의 비를 계산하는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 혈압 값을 유도하기 위해 더 높은 고조파를 채용하는 1차 주파수로부터 센서 신호 데이터를 재구성하는 단계를 포함하는, 방법.
예 95. 예 81 내지 94 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 수신된 센서 데이터에 기초하여 칼만 및 입자 필터 모델을 구현하는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 다른 주기적 신호 및 전자 노이즈 및 모션으로 인한 다른 아티팩트로부터 펄스-파형 데이터를 격리하기 위해 칼만 및 입자 필터를 받게 된 센서 데이터를 처리하는 단계; 및 신호 감지 회로에 의해, 혈압 값을 추출하기 위해 펄스-파형 데이터를 격리하는 단계를 포함하는, 방법.
예 96. 사용자의 피부 부근 또는 상에 배치된 적어도 하나의 전극을 포함하는 센서 회로, 센서 회로로부터 신호를 수신하고 신호를 디지털 신호로 변환하고 디지털 신호를 처리하기 위해 신호 감지 회로에 디지털 신호를 제공하는 트랜스듀서 회로를 포함하는 웨어러블 장치를 통해 하나 이상의 생리학적 파라미터를 측정 및 처리하기 위한 방법이며, 방법은 센서 회로에 의해, 적어도 하나의 전극에 의한 커패시턴스 신호를 감지하는 단계로서, 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트 또는 사용자의 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화 또는 사용자의 신체의 부위의 움직임에 기인하는 모션, 압력 및/또는 전기장 변조를 나타내는, 센서 회로; 트랜스듀서 회로에 의해, 감지된 커패시턴스 신호를 감지된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하는 단계; 트랜스듀서 회로에 의해, 디지털 신호를 신호 감지 회로에 제공하는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 생성하기 위해 시간 경과에 따른 커패시턴스의 변화를 나타내는 디지털 신호를 처리하는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 다양한 혈류 역학적 파라미터와 상관시키는 단계; 신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 처리하는 단계; 및 신호 감지 회로에 의해, 신호 감지 회로에 의해 수신된 감지된 생리학적 파라미터와 연관된 디지털 데이터에 기초하여 모델을 구현하는 단계를 포함하는, 방법.
예 97. 예 96에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 인공 신경망을 구현하는 단계; 및 신호 감지 회로에 의해, 정규화된 펄스-파형 형상으로부터 혈압 및 다른 혈류 역학적 값을 유도하기 위해 인공 신경망을 채용하는 단계를 포함하는, 방법.
예 98. 예 97에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 특징 기반 회귀 모델과 조합된 미리 훈련된 컨볼루션 신경망을 채용하는 단계를 포함하는, 방법.
예 99. 예 97 내지 98 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 새로운 모델 파라미터의 도입을 가능하게 하는 모듈 방식으로 신경망 코드를 구조화하는 단계를 포함하는, 방법.
예 100. 예 97 내지 99 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 펄스 단위 기초로 센서 데이터에 대한 그라운드 트루스 값을 유도하기 위해 센서 데이터와 동시에 동맥 라인 데이터를 측정하는 단계를 포함하는, 방법.
예 101. 예 100에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 모션, 스케일링 에러, 또는 신호 압축 에러, 또는 이들의 조합으로 인한 아티팩트를 제거하기 위해 동맥 라인 데이터를 큐레이팅하는 단계를 포함하는, 방법.
예 102. 예 100 내지 101 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 동맥 라인이 보고된 수축기 및 확장기 혈압 값의 정확도를 개선하기 위해 과소감쇠 또는 과도감쇠되는 데이터를 제거하기 위해 동맥 라인 데이터를 큐레이팅하는 단계를 포함하는, 방법.
예 103. 예 102에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 과소감쇠된 파형을 자동으로 검출하는 단계를 포함하는, 방법.
예 104. 예 96 내지 103 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 캘리브레이션 또는 앵커 지점을 구현하는 단계를 포함하는, 방법.
예 105. 예 104에 있어서, 신호 회로에 의해, 추출된 혈압 값의 정확도를 개선하기 위해 외부 데이터를 채용하는 단계를 포함하고, 외부 데이터는 연령, 성별, 신장 및 체중을 포함하는 인구 통계 정보, 및 고주파 진동 환기, 순환 보조 디바이스, 투석, 출생 체중 또는 임신 연령 또는 이들의 임의의 조합과 같은 의료 치료에 대한 정보를 포함하는, 방법.
예 106. 예 104 내지 105 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 모델로의 입력으로서 센서 데이터 수집의 시작시에 하나 이상의 팽창 가능한 커프 측정치를 채용하는 단계; 및 신호 감지 회로에 의해, 센서 데이터 수집의 과정 중에 모델에 대한 입력으로서 주기적인 커프 측정치를 채용하는 단계를 포함하는, 방법.
예 107. 예 104 내지 106 중 어느 하나에 있어서, 신호 감지 회로에 의해, 센서 데이터가 적용되고 이어서 다수의 위치에서 사용되는 지정된 스타트업 요법으로부터 얻어진 입력을 채용하는 단계를 포함하는, 방법.
상부/하부, 좌/우, 상/하, 위/아래, 위에/아래에, 수직, 수평 및 수직과 같은 배향 및 방향을 예시하는 용어는 본 명세서에서 도면에 도시되어 있는 바와 같은 요소의 상대 위치를 나타내기 위해 사용될 수도 있다. 유사하게, 가열 및 냉각은 관련 기술 분야의 상대적인 용어이므로, 온도 변화의 방향이 원하는 온도 변화에 따라 제어될 수 있다는 점을 고려하여 가열원과 냉각원은 동의어일 수 있다는 것이 이해된다. 용어는 단지 표기 상의 편의를 위해서만 사용되었고, 실제 사용에서 개시된 구조는 도면에 도시되어 있는 배향과는 상이하게 배향될 수도 있다는 것이 이해되어야 한다. 따라서, 용어는 한정적인 방식으로 해석되어서는 안된다.
또한, 이하의 용어의 맥락/의미를 이해하는 것이 도움이 될 수도 있다: 용어 "전극"은 전도성 전도체를 칭하거나 포함하며; 용어 "센서 회로"는 전극과 트랜스듀서 회로에 대한 연결부를 포함하고(예를 들어, 전극이 트랜스듀서 회로에 플러그인되거나 다른 방식으로 연결될 수 있는 센서 커넥터를 가짐), 전극을 통해 커패시턴스 값 및/또는 커패시턴스의 변화를 검출하거나 측정하고 이를 트랜스듀서 회로에 출력하는 데 사용되는 회로를 칭하거나 포함하며; 센서 회로는 도 29a 및 도 29b, 도 30a 및 도 30b에 의해 예시되어 있는 것들과 같은 다양한 다른 요소를 추가로 포함할 수도 있고, 예를 들어, 센서 회로는 전극 및 다양한 유전체 및 전도층을 포함하는 다층 구성을 포함할 수 있고; 용어 "트랜스듀서 회로"는 센서 회로에 의해 제공되는 바와 같은 커패시턴스의 변화와 같은 물리적 품질의 변동을 전기 신호로 변환하는 회로를 칭하거나 포함하며; 예를 들어, 트랜스듀서 회로는 커패시턴스-대-디지털 변환기를 포함할 수 있고; 용어 "펄스파 이벤트"는 심장 박동(예를 들어, 심장 근육의 수축)에 의해 발생되고 그리고/또는 심장 박동을 나타내는 혈류 역학적 응답 및/또는 속성(예를 들어, 심장 박동 또는 사운드, 혈압 또는 혈류 속도의 변화 등)을 칭하거나 포함하며; 용어 "펄스-파형"은 펄스파 이벤트에 의해 생성된 신호 또는 파형을 칭하거나 포함하고; 예시적인 펄스-파형은 동맥 펄스-파형, 예를 들어 심장이 수축하고 파동이 동맥 트리의 동맥벽을 따라 진행할 때 심장에 의해 발생되는 파형을 포함하고; 용어 "전기 신호 감지 회로"는 트랜스듀서 회로로부터의 전기 신호를 사용하여 혈류 역학적 또는 펄스파 이벤트를 감지하는 데 사용되는 회로를 칭하거나 포함하며; 예시적인 전기 신호 감지 회로는 마이크로제어기 또는 다른 처리 회로를 포함하고 예시적인 트랜스듀서 회로는 커패시턴스-대-디지털 변환기를 포함하지만, 양태는 이와 같이 한정되는 것은 아니며; 용어 "통신 회로"는 무선 또는 유선 통신을 포함할 수 있는 다른 외부 회로에 데이터를 출력하는 회로를 칭하거나 포함하며; 예시적인 통신 회로는 트랜시버를 포함하지만, 양태는 이와 같이 한정되는 것은 아니며; 용어 "혈류 역학적" 또는 "혈류 역학적 파라미터"는 신체의 기관, 혈관 및 조직 내의 혈액의 유동과 관련된 파라미터를 칭하거나 포함하며; 예시적인 혈류 역학적 또는 혈류 역학적 파라미터는 다른 파라미터들 중에서도, 확장기 혈압, 수축기 혈압, 동맥 경직도, 혈액량을 포함할 수 있다.
다양한 블록, 모듈 또는 다른 회로가 본 명세서에 설명되고 그리고/또는 도면에 도시되어 있는 동작 및 활동 중 하나 이상을 수행하도록 구현될 수도 있다. 예를 들어, 가열, 에칭 및 퇴적과 같은 프로세스는 다양한 회로 및 연관 기계의 사용을 통해 자동화될 수 있다. 이들 맥락에서, 다양한 도시되어 있는 기능은 이들 또는 관련된 동작/활동 중 하나 이상을 수행하는 회로를 사용하여 구현될 수 있다. 다양한 양태에서, 제한된 가요성이 충분한 경우에 이러한 구현을 위한 영역을 최소화하기 위해 유선 제어 블록이 사용될 수 있다. 대안적으로 및/또는 추가로, 특정의 전술된 양태에서, 하나 이상의 모듈은 이들 동작/활동을 구현하기 위해 구성 및 배열된 개별 로직 회로 또는 프로그램 가능 로직 회로이다.
예로서, 명세서는 블록, 모듈, 디바이스, 시스템 및/또는 다른 회로형 묘사와 같은 용어로서 또는 이를 사용하여 예시될 수도 있는 다양한 회로 또는 회로류(circuitry)를 통해 청구된 개시내용을 구현하는 데 유용한 양태를 설명 및/또는 예시하고 있다. 이러한 회로 또는 회로류는 어떻게 특정 양태가 형태 또는 구조, 단계, 기능, 동작, 활동 등으로 수행될 수도 있는지를 예시하기 위해 다른 요소(손목 밴드, 외부 처리 회로 등)와 함께 사용된다. 예를 들어, 특정의 전술된 양태에서, 이 맥락에서 하나 이상의 예시된 항목은 슬라이드에 나타낸 접근법으로 수행될 수도 있는 바와 같이, 이들 동작/활동을 구현하기 위해 구성 및 배열된 회로(예를 들어, 개별 로직 회로 또는 (반) 프로그램 가능 회로)를 나타낸다. 특정 양태에서, 이러한 예시된 항목은, 이러한 특정-파라미터 감지를 기술하는 공지의 문헌으로부터 이해될 수 있는 바와 같이, 기본 알고리즘을 수행하고(예를 들어, 펄스파 이벤트에 기인하는 압력차 및/또는 커패시턴스 변화를 모니터링함) 그리고/또는 혈류 역학적 파라미터 및/또는 더 복잡한 프로세스/알고리즘을 결정하는 것을 수반하기 위한 코드(명령의 세트/세터들로서 실행될 프로그램)를 저장하는 메모리 회로를 포함하는 것으로 이해되는 하나 이상의 컴퓨터 회로(예를 들어, 마이크로컴퓨터 또는 다른 CPU)를 나타낸다. 이러한 프로세스/알고리즘은 특정 용례에 적절한 바와 같이, 관련 단계, 기능, 동작, 활동을 수행하기 위해 구체적으로 구현될 것이다. 명세서는 또한 구조의 어떤 속성도 내포하지 않는 형용사("제1 [유형의 구조]" 및 "제2 [유형의 구조]")를 언급할 수도 있으며, 이 경우 형용사는 하나의 유사한 명칭의 구조를 다른 유사한 명칭의 구조와 구별하기 위해 영어 선행에 대해서만 사용된다(예를 들어, "제1 전극..."은 "전극..."으로서 해석됨).
상기 설명 및 예시에 기초하여, 통상의 기술자들은 다양한 수정 및 변경이 본 명세서에 예시되고 설명된 예시적인 양태 및 용례를 엄격하게 따르지 않고 다양한 양태에 대해 이루어질 수도 있다는 것을 즉시 이해할 수 있을 것이다. 예를 들어, 도면에 예시된 바와 같은 방법은 본 명세서의 양태의 하나 이상의 양태가 보유된 상태로 다양한 순서로 수행되는 단계를 수반할 수도 있고, 또는 더 적거나 더 많은 단계를 수반할 수도 있다. 이러한 수정은 청구범위에 설명된 양태를 포함하여, 본 개시내용의 다양한 양태의 진정한 사상 및 범주로부터 벗어나지 않는다.

Claims (20)

  1. 근접도 센서이며,
    내부면 및 외부면을 포함하는 제1 유전층;
    제1 유전층의 내부면 또는 외부면 중 하나에 근접하게 위치된 전기 전도층; 및
    외부면을 포함하는 전극으로서, 전극의 외부면은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고, 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성하는, 전극을 포함하는, 근접도 센서.
  2. 제1항에 있어서, 발포층을 더 포함하는, 근접도 센서.
  3. 제1항에 있어서, 감지 표면 위에 배치된 밀봉제 층을 더 포함하는, 근접도 센서.
  4. 제1항에 있어서, 전기 전도층은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고;
    전극과 전기 전도층 사이에 배치된 제2 유전층을 더 포함하고, 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성하는, 전극을 포함하는, 근접도 센서.
  5. 제4항에 있어서, 제2 유전층은 3 ㎛ 미만의 두께를 갖는, 근접도 센서.
  6. 제4항에 있어서, 제2 유전층은 텍스처링된 표면을 갖는, 근접도 센서.
  7. 근접도 센서이며,
    내부면 및 외부면을 포함하는 제1 유전층;
    제1 유전층의 내부면 또는 외부면 중 하나에 근접하게 위치된 전기 전도층;
    제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치된 감지 전극으로서, 감지 전극은 내부면 및 외부면을 포함하고, 감지 전극의 외부면은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고, 감지 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성하는, 감지 전극;
    감지 전극에 대해 배치된 기준 전극으로서, 기준 전극은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고, 기준 전극은 내부면 및 외부면을 포함하고, 기준 전극의 외부면은 제1 유전층의 내부면에 근접하게 위치되고, 기준 전극의 외부면 및 전기 전도층은 간극을 형성하는, 기준 전극을 포함하는, 근접도 센서.
  8. 제7항에 있어서, 기준 전극은 감지 전극에 대해 측방향으로 배치되고, 감지 전극에 대해 적층되고, 또는 감지 전극으로부터 기계적으로 격리되는, 근접도 센서.
  9. 제7항에 있어서, 기준 전극과 제1 유전층 사이에 배치된 제5 유전층을 더 포함하는, 근접도 센서.
  10. 제7항에 있어서, 감지 전극과 제1 유전층 사이에 배치된 제6 유전층을 더 포함하는, 근접도 센서.
  11. 제7항에 있어서,
    기판층을 더 포함하고, 감지 전극 및 기준 전극은 기판층의 대향 측면들에 위치되는, 근접도 센서.
  12. 근접도 센서 모듈이며,
    센서 요소 기판으로서, 센서 요소는 제1항 내지 제11항 중 어느 한 항에 정의된 근접도 센서 중 어느 하나를 포함하는, 센서 요소 기판;
    센서 요소 기판 상에 배치된 적어도 하나의 전기 전도성 전극 리드;
    전자 모듈;
    전자 모듈 상에 배치된 적어도 하나의 전기 전도성 패드;
    적어도 하나의 전기 전도성 전극 리드 또는 적어도 하나의 전기 전도성 전극 패드 중 적어도 하나 상에 배치된 적어도 하나의 탄성 변형 가능한 전기 전도성 특징부로서, 상기 하나의 탄성 변형 가능한 전기 전도성 특징부는 적어도 하나의 탄성 변형 가능한 전기 전도성 특징부를 통해 적어도 하나의 전기 전도성 리드와 적어도 하나의 전기 전도성 패드 사이에 전기적 연결부를 형성하도록 위치되는, 적어도 하나의 탄성 변형 가능한 전기 전도성 특징부를 포함하는, 근접도 센서 모듈.
  13. 생리학적 파라미터를 측정하기 위한 회로이며,
    적어도 하나의 전극을 포함하는 제1항 내지 제11항 중 어느 한 항에 정의된 근접도 센서 중 어느 하나를 포함하는 센서 요소 기판을 포함하는 센서 회로로서, 센서 회로는 적어도 하나의 전극과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 신호를 모니터링하도록 구성되고, 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트 또는 사용자의 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화 또는 사용자의 신체의 부위의 움직임에 기인하는 모션, 압력 및/또는 전기장 변조를 나타내는, 센서 회로;
    센서 회로에 결합된 트랜스듀서 회로로서, 트랜스듀서 회로는 모니터링된 커패시턴스 신호를 모니터링된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하도록 구성되는, 트랜스듀서 회로; 및
    디지털 신호를 수신하고 사용자와 연관된 적어도 하나의 생리학적 파라미터를 결정하도록 구성된 신호 감지 회로를 포함하는, 회로.
  14. 제13항에 있어서, 생리학적 파라미터는 혈압, 수축기, 확장기, 평균 동맥압, 펄스 압력, 호흡수, 또는 이들의 조합, 및 이들의 변동성, 또는 시계열 값으로서 및 경향으로서를 포함하는, 회로.
  15. 제13항에 있어서, 신호 감지 회로는 혈압 값을 추출하거나 추출된 값에 대한 신뢰 레벨을 추정하는 데 사용을 위해 센서 데이터를 필터링하기 위해 후속 센서 데이터에 대한 품질 레이팅을 제공하도록 구성되는, 회로.
  16. 생리학적 파라미터를 측정하기 위한 회로이며,
    적어도 하나의 전극을 포함하는 제1항 내지 제11항 중 어느 한 항에 정의된 근접도 센서 중 어느 하나를 포함하는 센서 요소 기판을 포함하는 센서 회로로서, 센서 회로는 적어도 하나의 전극과 사용자의 피부 사이의 커패시턴스 신호를 모니터링하도록 구성되고, 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트, 사용자의 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화 또는 사용자의 신체의 부위의 움직임에 기인하는 모션, 압력 및/또는 전기장 변조를 나타내는, 센서 회로;
    센서 회로에 결합된 트랜스듀서 회로로서, 트랜스듀서 회로는 모니터링된 커패시턴스 신호를 모니터링된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하도록 구성되는, 트랜스듀서 회로; 및
    혈압 또는 다른 혈류 역학적 또는 생리학적 모델을 구현하도록 구성된 신호 감지 회로를 포함하는, 회로.
  17. 제16항에 있어서, 신호 감지 회로는 커패시턴스 신호를 외부 모니터 상에 디스플레이되고 그리고/또는 외부 데이터 시스템 상에서 처리 및 저장될 수 있는 포맷으로 변환하도록 구성되는, 회로.
  18. 제16항에 있어서, 신호 감지 회로는 센서가 적용되고 이어서 다수의 위치에서 사용되는 지정된 스타트업 요법으로부터 얻어진 입력을 채용하도록 구성되는, 회로.
  19. 적어도 하나의 전극을 포함하는 센서 회로, 센서 회로로부터 신호를 수신하고 신호를 디지털 신호로 변환하고 디지털 신호를 처리하기 위해 신호 감지 회로에 디지털 신호를 제공하는 트랜스듀서 회로를 포함하는 웨어러블 장치를 통한 혈류 역학적 모니터링을 위한 방법이며,
    센서 회로에 의해, 적어도 하나의 전극에 의한 커패시턴스 신호를 감지하는 단계로서, 커패시턴스 신호는 펄스파 이벤트 또는 사용자의 혈관 내의 압력 또는 혈류의 변화에 기인하는 압력 및/또는 전기장 변조를 나타내는, 커패시턴스 신호 감지 단계;
    트랜스듀서 회로에 의해, 감지된 커패시턴스 신호를 감지된 커패시턴스 신호를 나타내는 디지털 신호로 변환하는 단계;
    트랜스듀서 회로에 의해, 디지털 신호를 신호 감지 회로에 제공하는 단계;
    신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 생성하기 위해 시간 경과에 따른 커패시턴스의 변화를 나타내는 디지털 신호를 처리하는 단계;
    신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 다양한 혈류 역학적 파라미터와 상관시키는 단계;
    신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터를 처리하는 단계; 및
    신호 감지 회로에 의해, 펄스-파형 데이터에 기초하여 혈류 역학적 파라미터를 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
  20. 제19항에 있어서, 액세서리 디바이스로 모션 아티팩트를 감소시키는 단계를 더 포함하는, 방법.
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