特許 7247444 血圧を測定するための装置

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】

(24)【登録日】2023-03-20

(45)【発行日】2023-03-29

(54)【発明の名称】血圧を測定するための装置

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/022 20060101AFI20230322BHJP

   A61B 5/02 20060101ALI20230322BHJP

【ＦＩ】

A61B5/022 400H

A61B5/02 310K

A61B5/02 310V

A61B5/022 100B

【請求項の数】 18

(21)【出願番号】P 2020567048

(86)(22)【出願日】2019-05-24

(65)【公表番号】

(43)【公表日】2021-09-16

(86)【国際出願番号】 CN2019088399

(87)【国際公開番号】W WO2019223796

(87)【国際公開日】2019-11-28

【審査請求日】2020-11-25

(31)【優先権主張番号】62/676,909

(32)【優先日】2018-05-25

(33)【優先権主張国・地域又は機関】US

【前置審査】

(73)【特許権者】

【識別番号】520463204

【氏名又は名称】アキュレイト メディテック インコーポレイテッド

(74)【代理人】

【識別番号】100084995

【弁理士】

【氏名又は名称】加藤 和詳

(72)【発明者】

【氏名】ワン、コアンチェン

(72)【発明者】

【氏名】クオ、チョンヤン

(72)【発明者】

【氏名】ホアン、チンハン

【審査官】山口 裕之

(56)【参考文献】

【文献】米国特許出願公開第２０１７／０３４０２１９（ＵＳ，Ａ１）

【文献】国際公開第２０１７／０８６０７１（ＷＯ，Ａ１）

【文献】特開２０１６－１７４７９８（ＪＰ，Ａ）

【文献】米国特許出願公開第２０１７／００９５１６８（ＵＳ，Ａ１）

【文献】特開２０１１－２０６３８３（ＪＰ，Ａ）

【文献】米国特許出願公開第２０１７／０２０５７６７（ＵＳ，Ａ１）

【文献】特表２０１８－５０８２７３（ＪＰ，Ａ）

【文献】中国特許出願公開第１０４１３８２５３（ＣＮ，Ａ）

【文献】特開２０１５－０５４２２３（ＪＰ，Ａ）

(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)

Ａ６１Ｂ ５／０２２

Ａ６１Ｂ ５／０２

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

血圧を測定するための装置であって、
ハウジングと、
前記ハウジング内に配置された処理ユニットと、
前記ハウジングに配置され、前記処理ユニットと通信するディスプレイと、
２つの機械的波動センサと、光センサと、加速度計と、ジャイロスコープとを備え、前記処理ユニットと通信し、ユーザの動脈を感知し、前記動脈に対応する複数の生理学的信号を前記処理ユニットに送信するように構成される複数のセンサと、を含み、
前記２つの機械的波動センサ及び前記光センサは直線に配置され、前記光センサは前記２つの機械的波動センサの間に配置され、
前記処理ユニットは、前記光センサによって得られた前記複数の生理学的信号のうちの１つに基づいて血管直径及び血液密度を決定し、１分以内の予め設定された期間において、前記２つの機械的波動センサによって得られた前記複数の生理学的信号のうちの２つに応じて、複数の第１の脈波伝播時間（ＰＴＴ）を決定し、前記複数の第１の脈波伝播時間及び前記２つの機械的波動センサ間の距離に応じて、複数の第１の脈波伝播速度（ＰＷＶ）を決定し、厚さの範囲内で複数の想定厚さを取得し、メーンズ・コルテベーク（ＭＫ）関数を介して、前記血管直径、前記血液密度、前記複数の第１の脈波伝播速度、及び前記複数の想定厚さに応じて計算結果を得るために、前記複数の想定厚さのそれぞれに対応する複数の血圧を計算し、妥当な血圧範囲を選択することにより、前記計算結果に基づいて複数の潜在的な厚さを選択し、選択された前記複数の潜在的な厚さに対して統計的分析を実行することにより血管壁の厚さを決定し、前記２つの機械的波動センサによって得られた前記複数の生理学的信号のうちの２つに応じて第２の脈波伝播時間を決定し、前記第２の脈波伝播時間及び前記２つの機械的波動センサ間の前記距離に基づいて第２の脈波伝播速度（ＰＷＶ）を決定し、前記加速度計の出力、前記ジャイロスコープの出力、及び前記処理ユニットに格納されている姿勢－ＰＷＶのルックアップテーブルを用いて前記第２の脈波伝播速度（ＰＷＶ）を校正し、前記メーンズ・コルテベーク（ＭＫ）関数を介して、前記血管直径、前記血液密度、前記血管壁の厚さ、及び校正された前記第２の脈波伝播速度（ＰＷＶ）に応じて平均動脈圧を決定し、前記平均動脈圧から収縮期血圧及び拡張期血圧を決定し、前記収縮期血圧及び前記拡張期血圧を表示するために前記ディスプレイを制御するように構成される、装置。

【請求項2】

前記ハウジングは、複数の貫通孔を備え、
前記２つの機械的波動センサのそれぞれは、圧電センサであり、
前記ハウジングの前記複数の貫通孔は、前記圧電センサ及び前記光センサに対応して配置され、前記動脈に平行な直線を形成する、請求項１に記載の装置。

【請求項3】

前記２つの機械的波動センサのサンプリングレートは、前記光センサのサンプリングレートとは異なる、請求項１に記載の装置。

【請求項4】

前記複数のセンサは、圧電センサを備え、
前記装置は、前記圧電センサと通信する信号コントローラと信号検出器とをさらに含み、
前記信号検出器は、前記圧電センサから送られた少なくとも１つの生理学的信号の信号方向を検出するように構成され、
前記信号コントローラは、前記信号方向を変更するように構成される、請求項１に記載の装置。

【請求項5】

前記信号コントローラは、前記圧電センサのうちの１つの分極方向が予測される分極方向と反対である場合、前記生理学的信号に続く生理学的信号の信号方向を変更する、請求項４に記載の装置。

【請求項6】

前記ハウジングは、複数の貫通孔を備え、
前記装置は、前記センサのうちの１つと、前記ハウジング上の前記複数の貫通孔のうちの１つとの間に配置される時間遅延構造をさらに含み、
前記時間遅延構造は、前記ユーザ上の測定点と前記センサとの間の経路距離を長くするように構成され、
前記処理ユニットによって得られた前記複数の第１の脈波伝播時間及び前記第２の脈波伝播時間は、前記経路距離に関連付けられる、請求項１に記載の装置。

【請求項7】

前記時間遅延構造は、螺旋形状又はジグザグ形状である、請求項６に記載の装置。

【請求項8】

前記時間遅延構造は、機械的波動を伝達するための媒体を有する管である、請求項６に記載の装置。

【請求項9】

前記加速度計及び前記ジャイロスコープは、前記装置の軸方向の変化を測定するように構成され、
前記処理ユニットは、前記軸方向の変化に応じて前記第２の脈波伝播時間を調整するようにさらに構成される、請求項１に記載の装置。

【請求項10】

前記装置は、前記軸方向の変化に応じて前記処理ユニットによって決定された前記ユーザの姿勢が閾値よりも長い期間持続するとき、測定モードに入り、前記収縮期血圧及び前記拡張期血圧を表示する、請求項９に記載の装置。

【請求項11】

前記生理学的信号の変動が閾値を超えると判定されたときに、再検査通知を生成するように構成されたアラームをさらに含む、請求項１に記載の装置。

【請求項12】

前記ハウジングは、複数の貫通孔を備え、
前記ハウジング上の前記複数の貫通孔のうちの少なくとも１つは、円錐形状であり、前記機械的波動センサの受信を強化する、請求項１に記載の装置。

【請求項13】

前記ハウジングは、複数の貫通孔を備え、
前記装置は、前記複数の貫通孔の開口の周囲に固定的に取り付けられ、前記開口と前記ユーザの皮膚表面との間の密閉性を高める接触材料をさらに含む、請求項１に記載の装置。

【請求項14】

前記ハウジングは、複数の貫通孔を備え、
前記装置は、前記複数の貫通孔の１つを覆って異物が前記貫通孔に侵入するのを防止するためのメッシュ材料又はフィルムをさらに含む、請求項１に記載の装置。

【請求項15】

前記メッシュ材料は、ポリテトラフルオロエチレンで作られ、
前記フィルムは、シリコーンゴムで作られる、請求項１４に記載の装置。

【請求項16】

前記複数のセンサは、前記ハウジング内に配置され、前記装置の中心線と重ならない、請求項１に記載の装置。

【請求項17】

前記複数のセンサの各々は、前記ユーザに取り外し可能に取り付けられ、前記装置に有線又は無線で接続される、請求項１に記載の装置。

【請求項18】

前記複数のセンサは、第１のセンサと、第２のセンサとを備え、
前記第１のセンサは、前記装置の前記ハウジングの外部に配置され、前記第２のセンサは、前記ハウジング内に配置される、請求項１に記載の装置。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

（関連出願の相互参照）
本開示は、２０１８年５月２５日に出願された米国仮特許出願第６２／６７６９０９号の優先権を主張し、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。

【0002】

本開示は、生理学的信号監視システムに関し、より詳細には、医療専門家によるヘルスケア又は診断使用のために、ユーザの様々なタイプの生理学的信号を感知し、その信号をモバイル装置及びクラウドサーバに送信することができる装置に関する。

【背景技術】

【0003】

慢性疾患のモニタリングは、慢性疾患の持続性又はその他の長期間持続性だけでなく、それらの潜在的致死性についても、医療の分野において主な焦点となっている。慢性疾患の一般的な例の１つは高血圧であり、正確かつ定期的なモニタリングが必要である。高血圧は、未治療又は治療が不十分な場合、心臓病、血流不良、さらに脳卒中を引き起こす可能性がある。

【0004】

従来、血圧の測定は、手動血圧計、聴診器及び訓練された従事者によって行われる。最新の電子機器は、聴診器及び訓練された従事者の必要性を排除するために、オシロメトリック測定及び電子計算を採用することによって、デジタル化された血圧モニタリングを実現する。しかしながら、オシロメトリック測定では、ストラッピング及びポンピングが必要であるため、測定される人に不快感をもたらす。さらに、カフレス血圧測定では、不快感を軽減し得るが、少なくとも、いくつかの血行動態パラメータが測定において使用される線形又は非線形回帰計算において考慮されない点で、測定の精度には疑問が残る。

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0005】

本開示の目的は、高い測定精度で血圧を監視するための方法及びウェアラブル装置を提供することである。

【0006】

本開示の他の目的は、血圧を監視するための人間工学的な小型カフレスウェアラブル装置を提供することである。

【0007】

本開示の別の目的は、ユーザの任意の姿勢での血圧を監視するためのウェアラブル装置を提供することである。

【課題を解決するための手段】

【0008】

本開示の一実施形態は、血圧を測定するための装置を提供する。装置は、ハウジングと、ハウジング内に配置された処理ユニットと、ハウジングに配置され、処理ユニットと通信するディスプレイと、処理ユニットと通信し、ユーザの動脈を感知し、動脈に対応する少なくとも１つの生理学的信号を処理ユニットに送信するように構成される複数のセンサと、を含む。処理ユニットは、少なくとも１つの生理学的信号を処理して、複数の血行動態パラメータ及び脈波伝播時間を取得し、メーンズ・コルテベーク（ＭＫ）関数を介して複数の血行動態パラメータ及び脈波伝播時間から平均動脈圧を決定し、平均動脈圧から収縮期動脈圧及び拡張期動脈圧を決定し、収縮期動脈圧及び拡張期動脈圧を表示するためにディスプレイを制御するように構成される。

【0009】

好ましい実施形態では、複数のセンサは、機械的波動センサと、光センサとを備える。

【0010】

好ましい実施形態では、機械的波動センサは、圧電センサであり、ハウジングの複数の貫通孔は、圧電センサ及び光センサに対応して配置され、動脈に平行な直線を形成する。

【0011】

好ましい実施形態では、圧電センサ及び光センサは、異なるサンプリングレートで動作するように構成される。

【0012】

好ましい実施形態では、複数のセンサは、２つの機械的波動センサと、光センサとを備え、ハウジングの複数の貫通孔は、２つの機械的波動センサ及び光センサに対応して配置され、動脈に平行な直線を形成する。

【0013】

好ましい実施形態では、２つの機械的波動センサのサンプリングレートは、光センサのサンプリングレートとは異なる。

【0014】

好ましい実施形態では、複数のセンサは、圧電センサを備え、装置は、圧電センサと通信する信号コントローラと信号検出器とをさらに含み、信号検出器は、圧電センサから送られた少なくとも１つの生理学的信号の信号方向を検出するように構成され、信号コントローラは、信号方向を変更するように構成される。

【0015】

好ましい実施形態では、信号コントローラは、圧電センサのうちの１つの分極方向が予測される分極方向と反対である場合、上記生理学的信号に続く生理学的信号の信号方向を変更する。

【0016】

好ましい実施形態では、装置は、センサのうちの１つと、ハウジング上に形成された複数の貫通孔のうちの１つとの間に配置される時間遅延構造をさらに含み、時間遅延構造は、ユーザのパルスとセンサとの間の経路距離を長くするように構成され、処理ユニットによって得られた脈波伝播時間は、経路距離に関連付けられる。

【0017】

好ましい実施形態では、時間遅延構造は、スパイラル形状又はジグザグ形状である。

【0018】

好ましい実施形態では、時間遅延構造は、機械的波動を伝達するための媒体を有する管である。

【0019】

好ましい実施形態では、複数のセンサは、加速度計と、ジャイロスコープとを備え、加速度計及びジャイロスコープは、装置の軸方向の変化を測定するように構成され、処理ユニットは、軸方向の変化に応じて脈波伝播時間を調整するようにさらに構成される。

【0020】

好ましい実施形態では、装置は、軸方向の変化に応じて処理ユニットによって測定されたユーザの姿勢が閾値よりも長い期間持続するとき、測定モードに入り、収縮期動脈圧及び拡張期動脈圧を表示する。

【0021】

好ましい実施形態では、生理学的信号の変動が閾値を超えると判定されたときに、再検査通知を生成するように構成されたアラームをさらに含む。

【0022】

好ましい実施形態では、複数のセンサは、機械的波動センサを備え、ハウジング上に形成された複数の貫通孔のうちの少なくとも１つは、円錐形状であり、機械的波動センサの受信を強化する。

【0023】

好ましい実施形態では、装置は、複数の貫通孔の開口の周囲に固定的に取り付けられ、開口とユーザの皮膚表面との間の密閉性を高める接触材料をさらに含む。

【0024】

好ましい実施形態では、装置は、貫通孔の１つを覆って異物が貫通孔に侵入するのを防止するためのメッシュ材料又はフィルムをさらに含む。

【0025】

好ましい実施形態では、メッシュ材料は、ポリテトラフルオロエチレンで作られ、フィルムは、シリコーンゴムで作られる。

【0026】

好ましい実施形態では、血行動態パラメータは、動脈硬化レベルと、動脈拡張レベルとを含み、動脈拡張レベルは、脈圧を得るために処理ユニットによって動脈硬化レベルに応じて正規化され、脈圧及び係数ｋは、収縮期動脈圧及び拡張期動脈圧を測定するために利用され、係数ｋは、０～１の範囲である。

【0027】

好ましい実施形態では、複数のセンサは、ハウジング内に配置され、装置の中心線と重ならない。

【0028】

好ましい実施形態では、複数のセンサの各々は、ユーザに取り外し可能に取り付けられ、装置に有線又は無線で接続される。

【0029】

好ましい実施形態では、複数のセンサは、第１のセンサと、第２のセンサとを備え、第１のセンサは、装置のハウジングの外部に配置され、第２のセンサは、ハウジング内に配置される。

【発明の効果】

【0030】

要約すると、本開示の様々な実施形態に係る装置及び方法は、脈波伝播時間及び血行動態パラメータを利用して、血圧モニタリングの高精度、着用体験の改善、及び便利なモニタリングを確保することができる。

【0031】

添付の図面は本発明の１つ又は複数の実施形態を示し、記述された説明とともに、本発明の原理を説明する。可能な限り、実施形態の同じ又は類似の要素を指すために、図面全体を通して同じ参照符号が使用される。

【図面の簡単な説明】

【0032】

【図1】本開示の一実施形態に係る生理学的信号監視システムの全体構成を示す模式図である。

【図2】本開示の一実施形態に係る生理学的信号監視システムのウェアラブル装置の斜視図である。

【図3】本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置の全体構成のブロック図である。

【図4】本開示の一実施形態に係る増幅器を有するウェアラブル装置の構成ブロック図である。

【図5】本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置の１つの増幅器の構成ブロック図である。

【図6】本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置の別の増幅器の回路構成である。

【図7】本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置の自動フィードバック制御方法の流れ図である。

【図8】本開示の一実施形態に係る信号コントローラ及び信号検出器を含むウェアラブル装置のブロック図である。

【図9】本開示の一実施形態に係る反転信号の存在を表す時間領域信号の特性及び特徴の概略図である。

【図10】本開示の一実施形態に係る信号コントローラ及び統合された信号検出器を有するウェアラブル装置の構成ブロック図である。

【図11】本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置の信号コントローラの回路図である。

【図12】本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置の斜視図である。

【図13】本開示の一実施形態に係る脈波伝播速度測定誤差とセンサ分離距離との間の関係の模式図である。

【図14】本開示の一実施形態に係る時間遅延構造を有するウェアラブル装置の概略断面図である。

【図15】本開示の一実施形態に係るアルキメデス螺旋形状の時間遅延構造を有するウェアラブル装置の概略斜視図である。

【図16】本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置のセンサ配置の概略図である。

【図17】本開示の一実施形態に係る外部センサを有するウェアラブル装置の概略図である。

【図18】本開示の一実施形態に係る外部センサを有するウェアラブル装置の概略図である。

【図19】本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置の補助構造の概略断面図である。

【図20】本開示の一実施形態に係る別の補助構造を有するウェアラブル装置の概略断面図である。

【図21】本開示の一実施形態に係る気圧計アレイを有するウェアラブル装置の斜視図である。

【図22】本開示の一実施形態に係る接触材料を有するウェアラブル装置の概略断面図である。

【図23】本開示の一実施形態に係るメッシュ材料を含むウェアラブル装置の概略断面図である。

【図24】本開示の一実施形態に係るフィルムを含むウェアラブル装置の概略断面図である。

【図25】本開示の一実施形態に係る応力感知構造を有するウェアラブル装置の斜視図である。

【図26】本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置と水平面との間の高さ、前腕の長さ及び角度の間の数学的関係を示す概略図である。

【図27】本開示の一実施形態に係る血圧測定を受けるユーザの前腕の概略図である。

【図28】本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置のユーザインタフェースの概略図である。

【図29】本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置のディスプレイ上のページビューの概略図である。

【図30】本開示の一実施形態に係るＡＣ／ＤＣ成分比と血管直径との間の関係の概略図である。

【図31】本開示の一実施形態に係るユーザの前腕における生体組織光学の皮膚表面３層モンテカルロモデルの概略断面図である。

【図32】本開示の一実施形態に係るセグメント化皮膚表面モデルの概略図である。

【図33】本開示の一実施形態に係る血管壁の厚さの実際の範囲の統計的分析の概略図である。

【図34】本開示の一実施形態に係る動脈血圧と動脈直径との間の関係の概略図である。

【図35】本開示の一実施形態に係る拡張期及び収縮期血管直径の概略図である。

【図36】本開示の一実施形態に係る収縮期血圧、平均動脈圧及び拡張期血圧の間の関係の概略図である。

【図37】本開示の一実施形態に係る収縮期血圧、脈圧、及び拡張期血圧の間の関係の概略図である。

【図38】本開示の一実施形態に係る２つの主要センサ及び１つの補助センサを含むウェアラブル装置の概略図。

【図39】本開示の一実施形態に係る低サンプリングレートを有する１つのセンサに適用される補間の概略図。

【発明を実施するための形態】

【0033】

一般的な慣行によれば、様々な説明された特徴は、縮尺通りに描かれておらず、本開示に関連する特徴を強調するために描かれている。類似の参照符号は、図や本文中では類似の要素を表す。

【0034】

以下、本発明の様々な例示的な実施形態を示す添付の図面を参照して、本発明をより全体的に説明する。しかしながら、本発明は、多くの異なる形態で具現化されてもよく、本明細書に記載された実施形態に限定されるものとして解釈されるべきではない。むしろ、これらの実施形態は、本開示が十全であり、本開示の範囲を当業者に十分に伝えるように提供される。全体を通して、類似の参照符号は類似の要素を指す。

【0035】

本明細書で使用される用語は、特定の実施形態を説明するためだけのものであり、本開示を限定することを意図するものではない。本明細書で使用されるように、単数を表す用語、例えば、「１つの」、は、他の文脈が明確に示されない限り、複数も含むように意図される。「含む」などの用語は、本明細書で使用される場合、特徴、領域、整数、ステップ、操作、要素、及び／又は構成要素の存在を特定するが、１つ以上の他の特徴、領域、整数、ステップ、操作、要素、及び／又はそれらのグループの存在又は追加を妨げるものではない。

【0036】

用語「及び／又は」は、関連する列挙された項目のうちの１つ又は複数の任意の組合せ及びすべての組合せを含むことが理解されるであろう。第１、第２、第３などの用語は、様々な要素、構成要素、領域、部分及び／又はセクションを説明するために本明細書で使用され得るが、これらの要素、構成要素、領域、部分及び／又はセクションは、これらの用語によって限定されるべきではないことも理解されるであろう。これらの用語は、１つの要素、構成要素、領域、部分又はセクションを別の要素、構成要素、領域、層又はセクションから区別するためにのみ使用される。したがって、以下で説明する第１の要素、構成要素、領域、部分、又はセクションは、本開示の教示から逸脱することなく、第２の要素、構成要素、領域、層、又はセクションと呼ぶことができる。

【0037】

別段の定義がない限り、本明細書で使用されるすべての用語（技術用語及び科学用語を含む）は、本開示が属する技術分野の当業者によって一般に理解されるものと同じ意味を有する。さらに、一般的に使用される辞書で定義されるような用語は、関連技術及び本開示の文脈におけるそれらの意味と一致する意味を有するものとして解釈されるべきであり、本明細書で明示的にそのように定義されない限り、理想化された又は過度に形式的な意味で解釈されないことが理解されるであろう。

【0038】

図１を参照すると、本開示の一実施形態に係る生理学的信号監視システムの全体構成を示す模式図が示されている。生理学的信号監視システムは、ウェアラブル装置１００と、モバイル装置２００と、クラウドサーバ３００とを含んでもよい。ウェアラブル装置１００は、ユーザ１０１の生理学的信号を収集するように構成される。ウェアラブル装置１００によって収集された生理学的信号は、モバイル装置２００（例えば、スマートフォン、スマートスピーカ、スマートロボット等）及びクラウドサーバ３００（例えば、Ａｍａｚｏｎ Ｗｅｂ Ｓｅｒｖｉｃｅ（ＡＷＳ）、Ｇｏｏｇｌｅ Ｃｌｏｕｄ Ｐｌａｔｆｏｒｍ（ＧＣＰ）等）に送信されてもよい。クラウドサーバ３００は、生理学的信号に関連付けられた生理学的情報を記憶、分析し、生理学的情報に基づいてユーザのアイデンティティを識別して、ヘルスケア専門家２０１によるさらなる分類、診断、及び監視を行うように構成されてもよい。

【0039】

本開示の少なくとも一実施形態では、ウェアラブル装置１００は、例えば、ナノ秒脈波近接場感知（ＮＰＮＳ）ベースのセンサ、近赤外分光法（ＮＩＲＳ）ベースのセンサ、圧電センサ、加速度計、ジャイロスコープ、気圧計、温度センサ、ドップラーセンサ、超音波トランスデューサ、レーザダイオードセンサ、フォトダイオードセンサ、ＧＰＳ等を含む様々なタイプのセンサを含んでもよい。本開示の少なくとも一実施形態では、生理学的信号監視システムは、１つ又は複数のウェアラブル装置１００を含んでもよい。ウェアラブル装置１００は、時計、袖口、ベルト、ブレスレット、足首ブレスレット、止血帯、スカーフ、カラー、ネックレス、靴等を含んでもよいが、これらに限定されない。ウェアラブル装置１００は、ユーザの体の四肢、腰及び／又は首に着用されて、心拍、血液酸素、脳波（ＥＥＧ）、筋電図（ＥＭＧ）、心電図（ＥＣＧ）、フォトプレチスモグラフィ（ＰＰＧ）、皮膚インピーダンス、収縮期血圧（ＳＢＰ）、拡張期血圧（ＤＢＰ）、平均動脈圧（ＭＡＰ）、体脂肪、脈拍、脈波到達時間（ＰＡＴ）、脈波伝播時間（ＰＴＴ）、脈波伝播速度（ＰＶＷ）、呼吸、異常発生間隔脈波（ＩＰＰ）、不規則脈拍（ＩＨＢ）、心房細動（ＡＦ）及び心拍変動（ＨＲＶ）を含むユーザの生理学的情報を測定するために、ユーザの生理学的信号を連続的に収集することができる。ユーザの生理学的情報は、生理学的信号に基づいて測定される。生理学的信号は、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ Ｌｏｗ Ｅｎｅｒｇｙ（ＢＬＥ）（登録商標）、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（ＢＴ）（登録商標）、Ｗｉ－Ｆｉ（登録商標）、Ｌｏｎｇ Ｒａｎｇｅ（ＬｏＲａ）（登録商標）、４Ｇ／ＬＴＥ（登録商標）、Ｚｉｇｂｅｅ（登録商標）等の無線通信を介して、モバイル装置２００又はクラウドサーバ３００に送信され得る。生理学的信号の特性は、モバイル装置２００及びクラウドサーバ３００上の特徴抽出アルゴリズムを介して取得することができ、生理学的信号は、ユーザの識別のためにそれに応じて分類することができる。生理学的情報は、ヘルスケア専門家２０１によって解釈可能であり、ヘルスケア専門家２０１による診断又は分析使用のために、ユーザのアイデンティティに応じて、モバイル装置２００及び／又はクラウドサーバ３００に格納されてもよい。

【0040】

本開示の少なくとも一実施形態では、ＮＰＮＳベースのセンサ、ＮＩＲＳベースのセンサ、圧電センサ、加速度計、ジャイロスコープ、気圧計、温度センサ、ドップラーセンサ、超音波トランスデューサ、レーザダイオードセンサ、フォトダイオードセンサ、及びＧＰＳ等のセンサ１１０から受信された生理学的信号は、ウェアラブル装置１００の処理ユニットによって処理されて、心拍、血液酸素、ＥＥＧ、ＥＭＧ、ＥＣＧ、ＰＰＧ、皮膚インピーダンス、収縮期血圧（ＳＢＰ）、拡張期血圧（ＤＢＰ）、平均動脈圧（ＭＡＰ）、体脂肪、脈拍、脈波到達時間（ＰＡＴ）、脈波伝播時間（ＰＴＴ）、脈波伝播速度（ＰＷＶ）、呼吸、異常発生間隔脈波（ＩＰＰ）、不規則脈拍（ＩＨＢ）、心房細動（ＡＦ）及び心拍変動（ＨＲＶ）を含む生理学的情報を取得する。図１に示すように、ウェアラブル装置１００によって取得された生理学的情報は、ゲートウェイ（図示せず）に送信され、次いで、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ Ｌｏｗ Ｅｎｅｒｇｙ（ＢＬＥ）（登録商標）、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（ＢＴ）（登録商標）、Ｗｉ－Ｆｉ（登録商標）、Ｌｏｎｇ Ｒａｎｇｅ（ＬｏＲａ）（登録商標）、４Ｇ／ＬＴＥ（登録商標）、Ｚｉｇｂｅｅ（登録商標）等の無線通信を介してクラウドサーバ３００（例えば、ＧＣＰ、ＡＷＳ）に送信されてもよく、又は、スマートフォン、スマートスピーカ、スマートロボット等のモバイル装置２００に直接送信されてもよい。このような生理学的情報は、モバイル装置２００からゲートウェイに送信され、次いでクラウドサーバ３００に送信されてもよい。

【0041】

本開示の少なくとも一実施形態では、ウェアラブル装置１００がクラウドサーバ３００又はモバイル装置２００に初めて接続されるとき、クラウドサーバ３００又はモバイル装置２００はネットワークタイムプロトコル（ＮＴＰ）を介して校正し、次いで、ウェアラブル装置１００は、時系列で生理学的信号を収集し始め、対応する生理学的情報を対応するデータベースに格納するように、ゲートウェイを介してクラウドサーバ３００又はモバイル装置２００に対応する生理学的情報を送信する。

【0042】

本開示の少なくとも一実施形態では、生理学的信号及び生理学的情報は、ＪａｖａＳｃｒｉｐｔ Ｏｂｊｅｃｔ Ｎｏｔａｔｉｏｎ（ＪＳＯＮ）（登録商標）フォーマットで送信され得る。ＪＳＯＮフォーマットは２つのパケットを含み、そのうちの一方は元の生理学的信号を送信するためのＲＡＷデータパケットであり、他方は処理された信号（又は生理学的情報）を送信するためのＩｎｆｏパケットである。２つのパケットは、次のように記述される。

【0043】

図１を参照すると、本開示の少なくとも一実施形態では、クラウドサーバ３００又はモバイル装置２００のデータベースに様々なユーザ固有データシートを構築することができる。生理学的情報がクラウドサーバ３００又はモバイル装置２００に送信されると、クラウドサーバ３００又はモバイル装置２００は、対応するデータシートを見つけて、生理学的情報を保存する。また、クラウドサーバ３００又はモバイル装置２００は、生理学的情報内のパラメータを比較して、パラメータが妥当な範囲内にあるかどうかを判定し、特徴抽出アルゴリズムを使用することによってユーザのアイデンティティを判定することができる。パラメータが妥当な範囲外であるか、又はユーザのアイデンティティが特徴抽出アルゴリズムによって測定できない場合、クラウドサーバ３００又はモバイル装置２００は、ウェアラブル装置１００に通知又はリマインダを送信するか、単に通知又はリマインダをモバイル装置２００上に表示して、ユーザ１０１又はヘルスケア専門家２０１に通知することができる。通知又はリマインダが送信されると、ユーザ１０１に対応する新しいデータシートを作成するために、ウェアラブル装置の検査又はデータベースの更新を実行することができる。

【0044】

図２及び図３を参照する。図２は、本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置１００の斜視図を示す。図３は、本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置１００の全体構成を示すブロック図である。ウェアラブル装置１００は、複数のセンサ１１０と、処理ユニット１２０と、増幅器１３０と、電力モジュール１４０と、メモリユニット１５０と、ディスプレイ１６０と、複数のボタン１７０と、アラーム１８０と、ユニバーサルシリアルバス（ＵＳＢ）１９０と、ハウジング１９５とを含んでもよい。この実施形態では、センサ１１０は、ユーザの様々なタイプの生理学的信号を感知するために、センサとユーザの皮膚との直接的な接触を可能にするように、ウェアラブル装置１００の内側に配置される。処理ユニット１２０は、センサ１１０と、複数のボタン１７０と、電力モジュール１４０と、ディスプレイ１６０と、メモリユニット１５０と、ＵＳＢ１９０と、アラーム１８０と、増幅器１３０とに電気的に接続される。増幅器１３０は、処理ユニット１２０と、センサ１１０とに電気的に接続され、複数のセンサ１１０から受信された生理学的信号を増幅し、増幅された生理学的信号を処理ユニット１２０に送信するように構成される。処理ユニット１２０は、増幅器１３０からの増幅された生理学的信号と、センサ１１０からの増幅されていない生理学的信号とを処理して、生理学的情報を取得するように構成される。処理ユニット１２０は、複数のボタン１７０からの入力を処理することもできる。処理ユニット１２０はさらに、ディスプレイ１６０と、電力モジュール１４０とを制御するように構成される。電力モジュール１４０は、ウェアラブル装置１００内の構成要素に電力を供給するように構成される。メモリユニット１５０は、処理ユニット１２０から受信された生理学的信号に関連付けられた生理学的情報を記憶するように構成される。ディスプレイ１６０は、ユーザ１０１によって読み取られる生理学的情報を表示するために、ハウジング１９５上に配置される。ディスプレイ１６０は、発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイ、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）等であってもよい。複数のボタン１７０は、ユーザ１０１がウェアラブル装置１００を制御するように、ハウジング１９５上に配置される。ＵＳＢ１９０は、生理学的情報をエクスポートするか、又は電力モジュール１４０を充電するために、ウェアラブル装置１００を１つ又は複数の外部デバイスに接続することを可能にする。アラーム１８０は、何らかの異常な生理学的信号が検出されたときに、例えば、ビープ音又は点滅によってユーザに通知するように構成される。ハウジング１９５は、処理ユニット１２０、増幅器１３０、電力モジュール１４０、メモリユニット１５０、センサ１１０、複数のボタン１７０及びディスプレイ１６０を完全に又は部分的に収容するように構成される。

【0045】

本開示の少なくとも一実施形態では、ウェアラブル装置１００の処理ユニット１２０は、時間領域及び周波数領域の両方でセンサ１１０から受信した生理学的信号をフィルタリングするために、無限インパルス応答（ＩＩＲ）、有限インパルス応答（ＦＩＲ）、ＲＣフィルタ、カルマンフィルタ、拡張カルマンフィルタ、粒子フィルタ、相補フィルタ、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）、離散コサイン変換（ＤＣＴ）、離散ウェーブレット変換（ＤＷＴ）、又はこれらの任意の組合せなどの少なくとも１つのデジタルフィルタアルゴリズムを含んでもよい。フィルタリングされる周波数範囲は、信号の種類に応じて設定されてもよく、例えば、ＥＣＧセンサからの生理学的信号に対しては０．０５Ｈｚ～３００Ｈｚの範囲の周波数が設定されてもよく、圧電センサからの生理学的信号に対しては０．０５Ｈｚ～１０Ｈｚの範囲の周波数が設定されてもよい。ウェアラブル装置１００内の信号をフィルタリングするためのデジタルフィルタアルゴリズムの使用は、異なる目的及び信号の種類に応じて、柔軟であり得る。例えば、ＮＰＮＳベースのセンサ、ＮＩＲＳベースのセンサ、圧電センサ、気圧計及びドップラーセンサ等のセンサからの生理学的信号は、フィルタ回路を介さずに処理ユニット１２０に直接送信されてもよい。生理学的信号の異なる周波数帯域は、特徴抽出又は診断等のさらなる用途のために、処理ユニット１２０内のデジタルフィルタアルゴリズムによって抽出されてもよい。したがって、デジタルフィルタアルゴリズムは、センサ１１０の種類及び用途に応じて柔軟に調整されることができる。

【0046】

図３に示すように、本開示の少なくとも一実施形態では、ウェアラブル装置１００の電力モジュール１４０は、処理ユニット１２０と、ＵＳＢ１９０とに電気的に接続される。電力モジュール１４０は、バッテリ１４１と、充電器１４２と、電源スイッチ（図示せず）と、電力管理ユニット（図示せず）と、電力検出ユニット（図示せず）とを含んでもよい。バッテリ１４１は、充電器１４２に電気的に接続され、ウェアラブル装置１００に充電及び電力供給を行う。充電器１４２は、ＵＳＢ１９０を介して外部電源に接続され、バッテリ１４１を充電し、処理ユニット１２０に充電状態に関連付けられた信号を配信するように構成される。電源スイッチは、ウェアラブル装置１００の電源をオン及びオフに切り替えるように構成される。電力管理ユニットは、異なる要求に応じてウェアラブル装置１００の構成要素に電力を供給するために、バッテリ１４１に電気的に接続される。電力検出ユニットは、ＵＳＢ１９０と電気的に接続され、ＵＳＢ１９０の外部電源への接続状態を検出する。バッテリ１４１の状態は、ディスプレイ１６０に表示されてもよい。処理ユニット１２０が充電状態を表示するようにディスプレイ１６０を制御すると、充電器１４２は、処理ユニット１２０に充電状態の信号を送信する。本開示の少なくとも一実施形態では、ウェアラブル装置１００は、省電力機構をさらに含んでもよい。省電力機構がないと、ウェアラブル装置１００が外部電源に接続されている場合、ウェアラブル装置１００及び処理ユニット１２０の電源が切られているため、充電状態を表示することができない。したがって、電力検出ユニットは、ウェアラブル装置１００に部分的に電源を入れて省電力機構を有効にするための電源スイッチに接続されるように設計されてもよい。これにより、充電器１４２は、充電状態の信号を、処理ユニット１２０に送信してディスプレイ１６０によって表示することができる。

【0047】

上述した本開示の様々な実施形態に係る生理学的信号監視システムは、以下の利点を有する。
１．ウェアラブル装置１００は、省電力のために使用されていないときに電源を切ることができる。
２．ウェアラブル装置１００を遠隔遮断することができる。
３．ディスプレイ１６０は、処理ユニット１２０によって制御されて、バッテリ電圧と、充電状態と、接続状態とを含む複数の状態を表示することができる。
４．ディスプレイ１６０は、ウェアラブル装置１００が充電中に電源オフにされたとき、充電状態を表示することができる。
５．ウェアラブル装置１００は充電されているときに、電源をオフにするか、又は未使用の構成要素を無効にすることができる。
６．ウェアラブル装置１００は、外部入力が取り外されたときに、電源が入ったままであるか、又は処理ユニット１２０によってスイッチがオフにされてもよい。
７．処理ユニット１２０は、処理ユニット１２０によって低いバッテリ電圧が検出されたときに、アラーム１８０によって視覚的又は音響的通知を送信することができる。
８．低バッテリが検出されると、処理ユニット１２０は、バッテリ１４１を過放電から保護するために、ウェアラブル装置１００の電源を切る前に、シャットダウンの前準備を実行することができる。このような準備は、メモリ１５０に生理学的信号及び生理学的情報を保存することと、アラーム１８０によって視覚的又は音響的通知を送信することとを含む。

【0048】

図４は、本開示の一実施形態に係る増幅器１３０を有するウェアラブル装置１００の構成を示す。ウェアラブル装置１００は、処理ユニット１２０と、増幅器１３０とを含む。処理ユニット１２０は、センサ１１０から生理学的信号を受信し、生理学的信号を処理ユニット１２０に送信するように構成されたアナログ／デジタル変換器（ＡＤＣ）１２１をさらに含んでもよい。センサ１１０からの生理学的信号は、処理ユニット１２０が生理学的信号を分析して生理学的情報を取得するように、直接又は増幅器１３０を介してＡＤＣ１２１に送信されてもよい。例えば、センサ１１０の圧電センサからの生理学的信号が増幅器１３０によって増幅されてもよい一方で、センサ１１０の光学センサからの生理学的信号が増幅されずにＡＤＣ１２１に送信されてもよい。いくつかの生理学的信号は、シリアル・ペリフェラル・インタフェース（ＳＰＩ）、集積回路間（Ｉ^２Ｃ）、コントローラエリアネットワーク（ＣＡＮ）バス、汎用非同期送受信器（ＵＡＲＴ）、１－Ｗｉｒｅ（登録商標）、及びユニバーサルシリアルバス（ＵＳＢ）等のデジタルハードウェア通信プロトコル１２５を介して、処理ユニット１２０とセンサ１１０との間で交換されてもよい。

【0049】

図５は、本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置１００の増幅器１３０の構成を示す。増幅回路に加えて、増幅器１３０は、ローパスフィルタ１３１、ハイパスフィルタ１３２、バンドパスフィルタ１３３、又はそれらの任意の組み合わせをさらに含んでもよい。増幅器１３０のカットオフ周波数は、センサ１１０の種類に応じて構成されてもよく、例えば、０．０５Ｈｚ～５００Ｈｚの周波数範囲が、ＥＣＧセンサから受信した生理学的信号に適用されてもよく、同様に、０．０５Ｈｚ～２０Ｈｚの周波数範囲が、圧電センサ又は気圧計から受信した機械的波動の形態の生理学的信号に適用されてもよい。また、図６に示すように、増幅器１３０は、動作環境に応じてノッチフィルタ１３４をさらに含んでもよい。ノッチフィルタの周波数は、好ましくは５０Ｈｚ又は６０Ｈｚである。さらに、バンドパスフィルタ１３３は、ハイパスフィルタ１３２とローパスフィルタ１３１との組み合わせを置き換えてもよい。しかしながら、バンドパスフィルタ１３３のみを有する構成は、所望のカットオフ周波数外のノイズの受信をもたらすことがある。換言すれば、ハイパスフィルタ１３２とローパスフィルタ１３１との組み合わせであるがバンドパスフィルタ１３３を有さない構成は、より良い周波数応答を示す。

【0050】

図７及び図８を参照する。図８は、本開示の一実施形態に係る信号コントローラ及び信号検出器を有するウェアラブル装置の構成ブロック図である。図７は、本開示の一実施形態に係る信号コントローラ及び信号検出器を有するウェアラブル装置の自動フィードバック制御方法の流れ図である。図８に示すように、ウェアラブル装置は、センサ１１０の圧電センサから受信した生理学的信号の信号方向を制御するための自動フィードバック制御機構を有効にするように、信号コントローラ５０１と、信号検出器５０２とをさらに含んでもよい。

【0051】

正圧電効果における分極の方向は、圧電材料の変形及び結晶格子構造によって変化するだけでなく、圧電材料に印加される機械的エネルギーの方向によっても変化し得る。また、分極の方向は、種々の圧電感知の用途にとって重要である。したがって、本開示の少なくとも一実施形態では、圧電信号の精度を確保するために、ウェアラブル装置によって自動フィードバック制御方法が実行されてもよい。図７に示すように、自動フィードバック制御方法は、Ｓ１～Ｓ５のステップを含んでもよい。ステップＳ１において、センサ１１０の圧電センサは、信号コントローラ５０１及び増幅器１３０を介して信号検出器５０２に生理学的信号を送信する。ステップＳ２において、信号検出器５０２は、生理学的信号の信号方向が反転しているか否かを判定する。自動フィードバック制御方法は、生理学的信号が反転している場合（すなわち、ステップＳ２の結果がはいである場合）、ステップＳ３に進み、そうでない場合、ステップＳ１に戻る。ステップＳ３において、信号検出器５０２は、ＣＰＵ１２０にステップＳ２の結果を送信する。ステップＳ４において、ＣＰＵは、信号コントローラ５０１に制御信号を送信する。ステップＳ５において、信号コントローラ５０１は、制御信号に応じて入出力（Ｉ／Ｏ）の設定を反転させ、ステップＳ１と同様に、反転された生理学的信号に続く１つ又は複数の生理学的信号の信号方向を変更する。

【0052】

ステップＳ２の判定ステップについて、信号検出器５０２が予測される分極方向と反対である圧電センサの分極方向を検出したとき（すなわち、反転信号の存在が検出されたとき）に、生理学的信号が反転していると判定される。より具体的には、信号検出器５０２が生理学的信号の信号方向を判定するために、信号コントローラ５０１からの時間領域及び／又は周波数領域における生理学的信号の特性及び特徴を利用することができる。信号方向は、圧電センサの分極方向を表すことができる。図９は、反転信号の存在を表す時間領域信号の特性及び特徴を例示する。

【0053】

図１０を参照すると、本開示の一実施形態に係る信号コントローラ５０１及び統合された信号検出器を有するウェアラブル装置の構成が提供される。信号検出器５０２は、ＩＣの代わりに、処理能力を有する集積回路（ＩＣ、図示せず）又は等価検出回路（図示せず）を含んでもよい。検出回路は、レジスタ転送言語（ＲＴＬ）によって符号化された論理を持つ比較器、論理処理回路、又はフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）であってもよい。図１０に示すように、信号検出器５０２はまた、ステップＳ１～Ｓ３を実行するためのソフトウェア又はアルゴリズムの形式で実現されるように、ＣＰＵ１２０に統合されてもよい。本開示の一実施形態では、信号コントローラ５０１がソフトウェア制御の電子論理ゲート又は論理構造を有する電子回路であってもよい。信号コントローラ５０１は、圧電センサの電極に接続され、圧電センサから受信した生理学的信号を信号検出器５０２に送信するように構成される。同時に、信号コントローラ５０１は、ＣＰＵ１２０からの制御信号を受信し、生理学的信号の出力方向を変更するようにも構成される。

【0054】

図１１を参照すると、本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置の信号コントローラの回路レイアウトが提供される。図１１に示すように、制御回路は、２つの制御ＩＣ５０１１と、各制御ＩＣ５０１１内の複数の論理ゲート５０１２とを含んでもよい。複数の論理ゲート５０１２は、ブール論理を制御する能力を有するように構成されてもよい。一方の制御ＩＣ５０１１は、センサ１１０の圧電センサの正極１１０１に接続され、他方の制御ＩＣ５０１１は、センサ１１０の圧電センサの負極に接続される。いくつかの実施形態では、制御ＩＣ５０１１は、複数の論理ゲート５０１２と同一又は同等の処理能力を有するマイクロコントローラ（ＭＣＵ）等であってもよい。制御ＩＣ５０１１は、複数の論理ゲート５０１２によって信号コントローラ５０１のＩ／Ｏ設定を制御するように構成される。これにより、信号コントローラ５０１のＩ／Ｏに応じて、ＣＰＵに送られる生理学的信号の信号方向が変更される。本開示の一実施形態では、処理能力を有する信号コントローラ５０１は、Ｉ／Ｏ設定を調整するか、又は信号検出器５０２からの制御信号を受動的に受信してＩ／Ｏ設定を調整するかを決定するように構成されてもよい。

【0055】

図１２を参照すると、本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置の斜視図が提供される。ウェアラブル装置１００ａは、手首又はふくらはぎに着用されてもよい。ウェアラブル装置１００ａは、ウェアラブル装置１００ａの内側に配置され、橈骨動脈拍動を検出可能な複数の主要センサ１１０ａを含む。例えば、主要センサは、ＮＰＮＳベースのセンサ、ＮＩＲＳベースのセンサ、圧電センサ、気圧計、ドップラーセンサ、及び／又はレーザダイオード、及びフォトダイオードセンサであってもよい。主要センサ１１０ａの組み合わせ及び数量は、異なる要求に応じて選択されてもよい。

【0056】

図１２に示すように、本開示の少なくとも一実施形態では、ウェアラブル装置１００ａは、複数の補助センサ１１１ａをさらに含んでもよい。複数の補助センサ１１１ａは、主要センサ１１０ａをユーザの動脈の位置に位置合わせするように、主要センサ１１０ａに隣接して配置されてもよい。例えば、ウェアラブル装置１００ａの位置は、ＮＩＲＳ、レーザ、又はフォトダイオードを補助センサ１１１ａとして利用して動脈の血中酸素レベルを測定し、主要センサ１１０ａが動脈又は静脈の周りに配置されているかどうかを判定することによって検出されてもよい。したがって、ウェアラブル装置１００ａは、ウェアラブル装置１００ａを動脈に位置合わせするようにユーザに促すために、アラームによって通知を送信することができる。その結果、主要センサ１１０ａは、動脈によって生成される脈拍の機械的波動を受信するための最適な位置に配置されることができる。

【0057】

補助センサ１１１ａはまた、動脈内の内容物を検出するように構成されてもよい。なお、補助センサ１１１ａの組み合わせや数量は、上述したものに限定されない。本開示の別の実施形態では、ウェアラブル装置１００ａは、２つの主要センサ１１０ａと、１つの補助センサ１１１ａとを含んでもよい。これらの主要センサ１１０ａは、２つの圧電センサであってもよく、補助センサ１１１ａは、２つの圧電センサの間に配置された光センサであってもよい。２つの圧電センサ及び光センサは直線を形成することができ、補助センサ１１１ａは、処理ユニット１２０によって主要センサ１１０ａが動脈の真上にあるかどうかを判定することができるように、動脈の周りに配置することができる。或いは、補助センサ１１１ａは、主要センサ１１１ａの間ではなく、主要センサ１１０ａの一方の側に配置されてもよいが、主要センサ１１０ａ及び補助センサ１１１ａは、直線を形成するように、依然として直線状に配置されなければならない。別の実施形態では、ウェアラブル装置は、補助センサを含まずに、２つの主要センサを含んでもよい。２つの主要センサは、２つの光学センサ、又は光学センサと圧電センサの組み合わせであってもよい。２つの光学センサの場合、光学センサによって測定されるＰＴＴの性質が異なるため、ＰＴＴ測定には補正機能が必要になる。

【0058】

図１３に示すように、異なる脈波伝播速度（ＰＷＶ）及び異なるセンサ間の物理的距離のため、脈波伝播時間（ＰＴＴ）測定において異なる程度の誤差が生じ得る。センサ間の距離が一定のままである場合、高いＰＷＶに対する測定誤差は低いＰＷＶに対する測定誤差よりも大きくてもよく、ＰＷＶが一定のままである場合、センサ間の短い距離に対する測定誤差は長い距離に対する測定誤差よりも大きくてもよい。

【0059】

図１４を参照すると、本開示の一実施形態に係る時間遅延構造を有するウェアラブル装置の断面図が提供される。測定誤差を増加させることなく、小型化のためのセンサ間の距離を減少させるために、ウェアラブル装置は、空気中の機械的波動の移動距離を長くするための時間遅延構造６０３をさらに含んでもよい。図１４に示すように、時間遅延構造６０３は、第１のセンサ６０１と第２のセンサ６０２との間のＰＴＴ測定のために、パルスｔ１の測定点と第２のセンサ６０２との間の経路距離を長くするように、第２のセンサ６０２に接続されてもよい。これにより、下記の式（１）が下記の式（２）になり、ＰＴＴの遅延効果が実現される。したがって、第１のセンサ６０１と第２のセンサ６０２との間の距離が不十分であることによって生じる測定誤差が低減される。

【数1】

【数2】

【0060】

また、ＰＴＴは、時間遅延構造６０３の既知の経路距離及び時間遅延構造６０３内を進行する機械的波動の特性に応じて、処理ユニット１２０によって測定され得る。別の実施形態では、校正関数である下記の式（３）は、時間遅延構造６０３を有するウェアラブル装置の測定値と、時間遅延構造６０３を有さないウェアラブル装置の測定値とを比較することによって得られてもよい。したがって、ＰＴＴは、処理ユニット１２０が校正関数を実行して決定されてもよい。

【数3】

【0061】

さらに、ウェアラブル装置１００の全体的なサイズを大きく増大させることなく、時間遅延構造６０３をウェアラブル装置に統合するために、時間遅延構造６０３は、図１５に例示されるように、アルキメデス螺旋形状を有してもよい。アルキメデス螺旋は、ウェアラブル装置１００のハウジング１９５内に配置されてもよく、螺旋及びセンサ２は、貫通孔１１２１に対して実質的に垂直な平面上にある。いくつかの実施形態では、時間遅延構造６０３が空間においてコンパクトでありながら、ジグザグ形状（図示せず）又は経路距離を長くする任意の形状を有してもよい。さらに、時間遅延構造は、機械的波動を伝達する媒体を有する管であってもよい。媒体は、気体（空気等）、ゲル状材料、又はソフトマターであってもよいが、時間遅延構造は、機械的波動の伝達が可能な固体材料で作られてもよい。

【0062】

図１６を参照する。本開示の一実施形態では、ウェアラブル装置１００内のセンサ１１０は、機械的波動センサと、光センサとを含んでもよい。機械的波動センサは、圧電センサ、気圧計、弾性表面波センサ、振動センサ等であってもよい。光学センサは、近赤外線センサ、磁気光学センサ、レーザドップラーセンサ等であってもよい。センサ１１０の配置は、測定精度及びユーザの快適性にとって重要である。図１６の右側に示すように、ハウジング１９５は、センサ１１０と皮膚表面との間に通路を形成して、動脈とセンサ１１０との間の信号伝送を可能にする複数の貫通孔１１２１を含んでもよい。或いは、図１６の左側に示すように、センサ１１０は、ユーザの皮膚表面に直接接触するようにハウジング１９５の表面上に配置されてもよい。この場合、センサ１１０は、橈骨動脈又は尺骨動脈の真上に配置されるべきであり、センサ１１０のうちの少なくとも２つは、橈骨動脈又は尺骨動脈の方向に平行な実質的に直線を形成するべきである。一方、センサ１１０がウェアラブル装置のハウジング１９５内に配置される場合、貫通孔１１２１のうちの少なくとも２つは、橈骨動脈又は尺骨動脈の方向に平行な実質的に直線を形成しなければならない。人間工学的目的のために、図１６に例示されるように、貫通孔１１２１は、ウェアラブル装置１００の他方よりも一方の側に近接して配置されてもよく。換言すれば、貫通孔１１２１は、ウェアラブル装置１００の中心線と重ならないように配置されてもよい。同様に、センサ１１０がウェアラブル装置の表面上に配置される場合、センサ１１０は、ウェアラブル装置の中心線に対して非対称に配置されてもよく、すなわち、ウェアラブル装置の他方よりも一方の側に近接して配置されてもよい。

【0063】

図１７及び図１８を参照すると、本開示の一実施形態では、ウェアラブル装置１００は、ハウジングの外側に外部配置されたセンサ１１０を含んでもよい。図１７に示すように、センサ１１０の各々は、ケーブル１１４によって外部からウェアラブル装置１００に接続されてもよい。センサ１１０は、ユーザからの少なくとも１つの生理学的信号の測定を可能にするように、接着パッチ１１５によってユーザの動脈の周りに取り外し可能に取り付けられてもよい。したがって、センサ１１０によって測定された少なくとも１つの生理学的信号は、少なくとも１つの生理学的情報を決定するために、ケーブル１１４を介してウェアラブル装置１００に送信され得る。図１８に示す別の実施形態では、ウェアラブル装置１００は、他のセンサ（図示せず）の全てがハウジング内の内部センサである状態で、１つの外部センサ１１０を含む。外部センサ１１０は、ケーブル１１４によってウェアラブル装置１００に接続され、接着パッチ１１５によってユーザに取り付けることができる。この場合、ウェアラブル装置１００の処理ユニット（図示せず）は、外部及び内部の両方のセンサ１１０から受信した生理学的信号を利用して、少なくとも１つの生理学的情報を決定する。なお、外部センサ１１０の種類及び数量は、上述したものに限定されない。なお、センサ１１０は、ウェアラブル装置１００に無線接続されてもよい。

【0064】

図１９を参照すると、本開示の一実施形態に係る補助構造が提供される。図１９に例示されるように、補助構造１１２ｂは、主要センサ１１０ｂの下に配置されてもよい。補助構造１１２ｂは、衝撃を吸収し、望ましくない信号をフィルタリングするためのバッファとして作用する弾性材料を含んでもよい。補助構造１１２ｂの弾性材料は、ばね、発泡材料等であってもよく、ユーザの皮膚に直接接触する。

【0065】

図２０を参照すると、本開示の一実施形態に従う、別の補助構造１１２ｃと、少なくとも１つの主要センサ１１０とを有するウェアラブル装置が提供される。空気伝播を介して機械的波動信号を受信するウェアラブル装置の主要センサの場合、貫通孔の構造を改善することにより、例えば、貫通孔の直径を調整して機械的波動信号の圧力を増加させることによって、主要センサの感度を高めることができる。本開示の少なくとも一実施形態では、主要センサ１１０ｃは、１つ又は複数の気圧計を含んでもよい。気圧計は、ハウジング１９５ｃ内に収容される（部分的にのみ図示されている）。補助構造１１２ｃは、気圧計の位置に対応するハウジング１９５ｃの外面に配置されている。補助構造１１２ｃは、主要センサ１１０ｃの中央位置に対応して位置する１つ又は複数の貫通孔１１２１ｃを含むシリコーンゴムの層であってもよい。貫通孔１１２１ｃは、２つの開放端を有する円錐形状であってもよく、その一方の端部はより小さい直径を有し、ハウジング１９５ｃに接続され、他方の端部はより大きい直径を有し、ユーザの皮膚と直接接触する。ハウジング１９５ｃは、貫通孔１１２１ｃのより小さい開放端に対応して配置された１つ又は複数の円筒状のピンホール１９５１ｃを含んでもよい。円錐形状の貫通孔１１２１ｃは、機械的波動信号の受信及び主要センサ１１０ｃの感度を高めるように構成される。

【0066】

図２１を参照する。一実施形態では、ウェアラブル装置の補助構造１１２ｃはまた、ハウジング１９５ｃの一部として一体化されてもよい。図２１に示すように、ウェアラブル装置は、複数の気圧計１１０ｃで構成される気圧計アレイを含んでもよい。なお、気圧計の構成や数量は、上述したものに限定されない。

【0067】

図２２、図２３及び図２４を参照する。貫通孔１１２１と皮膚表面６１０との間のシール密閉性を増加させることは、より強い信号強度をもたらし得る。図２２に示すように、シールの気密性は、接触材料６０５によって強化されてもよい。接触材料６０５は、貫通孔１１２１の開口６０４の周囲に配置され、接着層６０６によってウェアラブル装置１００に取り付けられたソフトマターであってもよい。また、図２３に示すように、貫通孔に異物（液体や汚れ等）が侵入するのを防止するために、貫通孔を覆うようにメッシュ材料６０７を用いてもよい。メッシュ材料６０７は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）で作られてもよい。本開示の一実施形態では、メッシュ材料６０７を支持するために、下地材料をメッシュ材料６０７に固定してもよい。また、図２４に示すように、メッシュ材料６０７の代わりにシリコーンゴムフィルム６０８を用いても同様の機能を得ることができる。

【0068】

図２５を参照すると、本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置の応力感知構造が提供される。ウェアラブル装置は、動脈の変形を引き起こすように僅かな圧力でユーザの手首又はふくらはぎにクリップ留めされるように設計されている。動脈の変形に起因する誤差を補償するために、直線性の高い圧電センサ１１３ａ及び１１３ｂが、主要センサ（図示せず）及び補助センサ（図示せず）の対向する側に配置される。圧電センサ１１３ａ及び１１３ｂは、主要センサ及び補助センサからの生理学的信号に対する校正レベルを決定するために、ユーザ１０１に対する押付け強度を感知して決定するように構成される。校正のレベルは、応力、流速、及び／又は振幅統計モデルに基づいて、処理ユニットによって決定される。なお、圧電センサの構成及び数量は、上述したものに限定されない。

【0069】

本開示の少なくとも一実施形態では、ウェアラブル装置１００は、ストラップによってユーザに固定されてもよい。そのため、面圧（Ｐ_１）がユーザに加えられる。脈波伝播時間（ＰＴＴ）測定のための信号、Ｐ_１及び機械的波動振幅（Ａｍｐ）は、センサ１１０のひずみゲージセンサを使用することによって取得することができる。ひずみゲージセンサのセンサ面積、機械的波動伝達空間、及び伝達媒体は変化しないので、Ｐ_１、Ａｍｐ、脈圧（Ｐ_０）は、Ａｍｐ＝ａＰ_１ｂ＋ｃＰ_０ｄで表すことができる。したがって、ひずみゲージセンサからのＰ_１及びＡｍｐは、Ｐ_０を決定するために処理ユニット１２０によって分析されてもよい。ただし、Ｐ_１、Ａｍｐ、Ｐ_０の関係は線形でも非線形でもかまわない。したがって、Ｐ_１、Ａｍｐ、及びＰ_０の経験的データを使用して校正を行うことができる。

【0070】

本開示の一実施形態では、センサ１１０は、加速度計と、ジャイロスコープとを含んでもよい。加速度計は長期安定性に優れているが瞬時感度に欠けるのに対し、ジャイロスコープは角速度の瞬時変化に対しては優れた感度を有する。本開示の実施形態では、２つのセンサからの信号を融合するために、処理ユニット１２０によって、カルマンフィルタ、拡張カルマンフィルタ、粒子フィルタ又は相補フィルタが採用されてもよい。したがって、処理ユニット１２０は、ジャイロスコープによって得られた信号を使用して加速度計によって得られた信号を補正することで、ウェアラブル装置１００の正確な３次元変換を得ることができる。ユーザ１０１の歩数は、融合された信号のＸＹＺ軸方向寸法のいずれかにおいて生じる周期的変換に基づいて決定されてもよい。さらに、ユーザごとに異なる歩行習慣を有するので、取得された３次元変換は、ユーザのアイデンティティを決定するためのサブコレクションと見なすこともできる。

【0071】

ポアズイユの法則によれば、血管直径の４乗は脈波伝播速度（ＰＷＶ）に反比例する。したがって、本開示の実施形態では、センサ１１０は、ウェアラブル装置１００の片側に配置され、ユーザの前腕と直接接触する力感応抵抗器を含んでもよい。これにより、処理ユニット１２０によって実行されるＰＷＶに対する重量ポンド毎平方インチ（ＰＳＩ）の関係の統計的分析を可能にすることで、ＰＳＩ校正係数を得る。したがって、ＰＷＶは、処理ユニット１２０によるＰＳＩ校正係数によって校正されてもよい。

【0072】

図２６を参照する。本開示の少なくとも一実施形態において、ユーザの血圧は、血液レオロジー及び血行動態に基づいて決定され得る。したがって、ベルヌーイの定理による流体の流れの高さ及びポアズイユの法則による血管直径を利用して、脈波伝播速度（ＰＷＶ）を校正することで、ウェアラブル装置１００と水平面４００との間の高さ（Ｈ）を補償することができる。図２６に示すように、高さＨの決定は関数Ｌ×ｓｉｎθ＝Ｈに基づいており、ここで、Ｌは前腕１０２の長さであり、θは前腕１０２と水平面４００との間の角度である。任意の軸方向（ｘ、ｙ、ｚ等）の角度θは、加速度計又はジャイロスコープ等のセンサのうちの少なくとも１つを介して得ることができる。前腕１０２の長さＬは、ユーザ１０１によって入力されてもよいし、ユーザ１０１の身長対腕の比率に基づいて決定されてもよい。センサ１１０は、超音波、レーザ飛行時間型、ＬＥＤ飛行時間型又はドップラーレーダをさらに含んでもよく、ウェアラブル装置１００とユーザ１０１の肘との間の距離を検出して長さＬを取得する。

【0073】

なお、高さＨは、処理ユニット１２０によって決定されてもよい。本開示の別の実施形態では、高さＨは、超音波、レーザ飛行時間、ＬＥＤ飛行時間、又はドップラーレーダ等のセンサのうちの１つによって、ウェアラブル装置１００と水平面４００との間の高さＨを直接検出して取得されてもよい。血液は非ニュートン流体であるので、高さＨとＰＷＶとの間の関係を校正するために、実験統計から得られる補正係数が必要である。角度θ及び高さＨがゼロに近い場合、例えば、睡眠中にユーザ１０１がウェアラブル装置１００を着用するとき、又は前腕１０２がウェアラブル装置１００と共に平坦に置かれるときに、ユーザ１０１の前腕１０２は、水平面４００にほぼ平行であると決定され得る。

【0074】

脈波伝播速度（ＰＷＶ）の校正については、加速度計及びジャイロスコープから受信した異なる角度及び角加速度に対応する補正係数を求めることにより、「姿勢－ＰＷＶ」ルックアップテーブルを作成することができる。したがって、処理ユニット１２０に格納されている「姿勢－ＰＷＶ」ルックアップテーブルを参照することにより、任意の姿勢での血圧測定を行うことができる。姿勢は、加速度計及びジャイロスコープによって検出される任意の軸方向（ｘ、ｙ、ｚ等）変化に応じて、処理ユニット１２０によって決定される。したがって、ＰＷＶ又は脈波伝播時間は、軸方向の変化に基づいて調整されてもよい。さらに、振動センサのような他の任意の類似の姿勢認識センサを利用することもできる。

【0075】

図２７を参照する。２４時間監視モードでは、ウェアラブル装置１００は、図２７に例示されるように前腕１０２が持ち上げられたときに、統合された加速度計及びジャイロスコープによってユーザ１０１の姿勢を決定することができる。軸方向変化に応じてウェアラブル装置１００の処理ユニット１２０によって決定されたユーザの姿勢が閾値より長い期間持続する場合、ウェアラブル装置１００は、測定モードに入り、ユーザの収縮期血圧（ＤＢＰ）及び拡張期血圧（ＤＢＰ）を表示することができる。姿勢は、加速度計及びジャイロスコープによって測定される任意の軸方向変化によって決定される。振動センサのような他の任意の類似の姿勢認識センサを利用することもできる。

【0076】

図２８を参照すると、本開示の一実施形態に係るウェアラブル装置のユーザインタフェースが示されている。ユーザインタフェースは、ディスプレイ１６０と、複数の制御ボタン１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃと、複数のインジケータ１８０ａ、１８０ｂ、１８０ｃとを含んでもよい。ディスプレイ１６０は、複数の生理学的状態１６１及びバッテリ状態１６２を表示することができる。複数の制御ボタンは、電源ボタン１７０ａと、ページアップボタン１７０ｂと、ページダウンボタン１７０ｃとを含んでもよい。

【0077】

図２９を参照すると、本開示の一実施形態に係る様々な生理学的信号を提示するためのウェアラブル装置のディスプレイ上のページが示されている。図２９に示すように、ページダウンボタン１７０ｃは、押されたときにページを次のページ１６０ａにめくるように構成されてもよい。同様に、ページアップボタン１７０ｂは、押されたときにページを前のページ１６０ｂにめくるように構成されてもよい。ページアップボタン１７０ｂ及びページダウンボタン１７０ｃがある期間同時に押されると、ディスプレイ１６０は例えば、以前に決定された生理学的情報を含む履歴データを表示するように切り替わり得る。複数のインジケータは、電力インジケータ１８０ａと、アラームインジケータ１８０ｂと、処理状態インジケータ１８０ｃとを含んでもよく、インジケータは、ＬＥＤ等の異なる色の照明要素で構成されてもよい。電力インジケータ１８０ａは、処理ユニットによって低バッテリ電圧が検出されたときに点灯するように構成されてもよい。アラームインジケータ１８０ｂは、処理ユニットによって異常な生理学的状態が検出されたときに点灯するように構成されてもよい。処理状態インジケータ１８０ｃは、処理ユニットが動作しているときに点灯するように構成されてもよい。

【0078】

本開示の少なくとも一実施形態では、センサ１１０は、異なるセンサからの同じパルスの複数の動脈拍動又は複数の読み取りに基づいて、脈波到達時間（ＰＡＴ）、脈波伝播時間（ＰＴＴ）、脈波伝播速度（ＰＷＶ）、脈拍、異常発生間隔脈波（ＩＰＰ）、不規則脈拍（ＩＨＢ）、心房細動（ＡＦ）、心拍変動（ＨＲＶ）、及び心拍数に関連付けられた生理学的信号を取得するように、ＮＰＮＳ、ＮＩＲＳ、圧電センサ、気圧計、ドップラーセンサ、超音波トランスデューサ、レーザダイオード、及びフォトダイオードのうちの少なくとも１つを含んでもよい。ＰＷＶは、下記の式（４）に基づいて処理ユニット１２０によって決定されてもよく、ここで、Δｔ（ＰＴＴ）は、ウィンドケッセル効果によって引き起こされる脈波伝播時間（ＰＴＴ）を表す。ＰＴＴは、センサ１１０間の既知の距離（Δｄ）を有するセンサ１１０のうちの少なくとも２つによって検出された同じパルスの複数の波形から決定される。ＰＴＴは人間の動脈に近接する任意の２つの点の間で測定されてもよく、２つの点は互いに０．５ｃｍ～１５ｃｍ離れていてもよい。メーンズ・コルテベーク（Ｍｏｅｎｓ－Ｋｏｒｔｅｗｅｇ，ＭＫ）関数である下記の式（５）（ここで、Ｅはヤング率であり、ｈは血管壁の厚さであり、ｄは血管の直径であり、ρは血液密度である）は、長い真っ直ぐな弾性チューブのＰＷＶを決定するために利用され得る。ＭＫ関数にヤング率方程式である下記の式（６）を代入することにより、ＭＫ関数は下記の式（７）のように書き換えることができる。ＰＷＶと動脈内圧（Ｐ）との間の関係は下記の式（８）であり、したがって、下記の式（９）に大量の実験室データを入力することによって、下記の式（１０）の回帰校正を実行することができる（ここで、下記の式（１１）及び下記の式（１２））。したがって、動脈内圧（Ｐ）は、ＭＫ関数と、血管壁の厚さ（ｈ）、血管直径（ｄ）及び血液密度（ρ）から得られる少なくとも１つの血行動態パラメータとを利用することによって、処理ユニット１２０によって決定され得る。なお、血行動態パラメータには、血管のこわばり、動脈拡張、血管のヤング率等も含まれ得る。

【数4】

【数5】

【数6】

【数7】

【数8】

【数9】

【数10】

【数11】

【数12】

【0079】

現実的には、人間の動脈は理想的な弾性チューブではない。動脈内圧（Ｐ）のより正確な結果を得るために、血管壁の厚さ（ｈ）、血管直径（ｄ）、及び血液密度（ρ）の間接的な測定が、センサ１１０によって実行され、大規模な実験室データモデリングを受ける。したがって、処理ユニット１２０による動脈内圧力（Ｐ）の決定中に、追加の校正を実行することができる。収縮期血圧（ＳＢＰ）、拡張期血圧（ＤＢＰ）及び平均動脈圧（ＭＡＰ）の関係は下記の式（１３）である。心拍が速くなればなるほど、平均動脈圧（ＭＡＰ）は、下記の式（１４）によって説明されているように、収縮期血圧（ＳＢＰ）と拡張期血圧（ＤＢＰ）の平均値に近づく。これは、血圧の上昇に伴って動脈の形状が変化する可能性があることも示している。したがって、ＳＢＰ、ＤＢＰ、及びＭＡＰはＰによって決定されてもよい。また、センサ１１０によって測定単位時間（例えば、１０秒又は３０秒）にわたって取得された脈拍は、異常発生間隔脈波（ＩＰＰ）、不規則脈拍（ＩＨＢ）、心房細動（ＡＦ）、及び心拍変動（ＨＲＶ）を処理ユニット１２０によって決定するために使用されてもよい。最初に、連続する脈拍間の時間差が決定され、平均化される。次に、平均化された時間差からの各時間差の偏差が決定される。最後に、偏差が閾値（例えば、１５％、２０％、又は２５％）を超えると、ＩＰＰが決定される。さらに、不規則脈拍（ＩＨＢ）は、ＩＰＰのカウントが同じ測定単位時間内のパルスピークの総カウントを閾値（例えば、１５％、２０％、又は２５％）だけ超える場合に決定され得る。心房細動（ＡＦ）は、不規則脈拍（ＩＨＢ）が複数の測定単位時間のセットにおいて閾値（例えば、６０％、７０％、又は８０％）を超えると判定された場合に決定されてもよい。これらの条件（ＩＰＰ、ＩＨＢ、ＡＦ、及びＨＲＶ等）は、ユーザのアイデンティティを決定するための特性のサブコレクションのうちの１つとして分類されてもよい。なお、ヤング率である下記の式（１５）は、式（１５）の寸法をｍｍＨｇに変えるように書き換えて、下記の式（１６）を求めることができる。そのため、ＭＫ関数である下記の式（１７）を下記の式（１８）に書き換えて、動脈内圧（Ｐ）を求めることができる。ここで、動脈内圧（Ｐ）をＭＡＰとみなすことができる。

【数13】

【数14】

【数15】

【数16】

【数17】

【数18】

【0080】

ＭＫ関数によれば、血管壁の厚さ（ｈ）、血管直径（ｄ）及び血液密度（ρ）の関係は下記の式（１９）で表ことができる。血管直径（ｄ）及び血液密度（ρ）は、処理ユニット１２０によって、拡散反射分光法（ＤＲＳ）及び拡散光学イメージング、及びトモグラフィ（ＤＯＴ）を利用することによって決定されてもよく、ＤＲＳ及びＤＯＴは、センサ１１０のＮＩＲＳセンサを使用することによって実行されてもよい。混合流体の媒質がＮＩＲＳセンサによって測定されるとき、全光子は、吸収、反射、及び透過の和に等しくなり得る。光子の吸収は、以下のランベルト・ベールの法則である下記の式（２０）に基づいて得ることができる。光透過エネルギー（Ｉ_ｔ）は、下記の式（２１）で説明されているように光入射エネルギー（Ｉ_０）から光減衰エネルギー（δＩ）を差し引くことによって得られ、δＩは吸収と散乱の合計である。したがって、減衰係数（μ）は、吸収係数（μ_ａ）と散乱係数（μ_ｓ）とに分解され得る。また、μは、モル濃度（ｃ）とモル吸光係数（ε）との乗算である。混合液の媒体が血液である場合、血液のμ_ａは、下記の式（２２）のようにヘモグロビン（Ｈｂ）及びオキシヘモグロビン（ＨｂＯ_２）で表されることができる。好ましくは、血液のμ_ａがＮＩＲＳセンサによって４２０ｎｍ及び９４０ｎｍの波長で測定されてもよいが、波長はこれらに限定されない。したがって、光路の距離（Ｌ）を考慮すると、ランベルト・ベールの法則は下記の式（２３）及び下記の式（２４）に書き換えることができ、Ｌの増加に伴いＩ_ｔが低下することが実証される。

【数19】

【数20】

【数21】

【数22】

【数23】

【数24】

【0081】

Ｈｂの吸収係数μ_ａは、下記の式（２５）で表され得る。ここで、γは血液体積分率であり、ｋ（λ）は特定波長λにおけるμ_ａ ^Ｈｂ（λ）の校正係数であり、μ_ａ ^{ｂｌｏｏｄ}（λ）は特定波長λにおける血液の吸収係数である。μ_ａ ^{ｂｌｏｏｄ}（λ）は、全血液におけるヘモグロビン吸収係数（μ_ａ ^Ｈｂ）とオキシヘモグロビン吸収係数（μ_ａ ^ＨｂＯ２）の比率で表される。γは、下記の式（２６）で表され、ＮＩＲＳセンサによって測定され得る。したがって、血液の吸収係数μ_ａは、下記の式（２７）によって決定され得る。ここで、αはＮＩＲＳによって測定された酸素飽和度ＳＰＯ_２のパーセントである。したがって、Ｈｂの吸収係数μ_ａ及び血液の吸収係数μ_ａは、酸素飽和度ＳＰＯ_２によって決定され、ｋ（λ）は、処理ユニット１２０によって、下記の式（２８）で決定され得る。また、校正係数ｋ（λ）は、下記の式（２９）で表され得る。そのため、血管直径（ｄ）は、血管半径（ｒ）によって求めることができる。

【数25】

【数26】

【数27】

【数28】

【数29】

【0082】

本開示の少なくとも一実施形態では、血管直径（ｄ）又は血管半径（ｒ）を決定するための方法が提供される。ランベルト・ベールの法則によれば、拡散反射光源によって均一媒体が照射される場合、吸光度は吸収種の濃度に対して正の相関を示す。しかし、表皮層、真皮層、結合組織、脂肪等のヒト組織に覆われた血管に、ランベルト・ベールの法則に従う特定の波長で光源を照射すると、ウィンドケッセル効果による赤血球の定量的な変化に伴って血管の吸光度が変動する。この変動は、拡散反射光源の下で人体によって生成される脈動交流（ＡＣ）成分であり、センサ１１０のうちの光電センサによる反射率及び伝送の信号として測定可能である。

【0083】

変動の範囲外では、光電センサによって測定される残りの吸光度が非脈動直流（ＤＣ）成分である。同じ外部条件下では、ＡＣ成分とＤＣ成分との比率である下記の式（３０）が同じ血管サイズ及び赤血球に対して同一であるべきである。図３０に示すように、比率は、赤血球に対して直線的又は非直線的に変化し得る。血管の容量は、血管半径（ｒ）に依存するため、血管直径（ｄ）又は血管半径（ｒ）の定量化を実現することができる。ただし、デフューズ反射を測定するために使用されるフォトプレチスモグラフィセンサは、放射照度又は光フルエンス率の動的調整のための自動利得制御を有しなければならない。さらに、センサ配置位置及び体組織組成は両方とも、吸収（ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ）、反射（ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ）、透過（ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ）、及び散乱（ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ）のモデル（ＡＲＴＳモデルと総称されてもよい）に影響を及ぼす。したがって、放射照度又は光フルエンス率は正規化され、ＡＲＴＳモデルの差は補正されるべきである。

【数30】

【0084】

図３１に示すように、生理学的信号監視システムについては、皮膚表面組織及び光電センサの数値モデリングを事前に実行してもよく、ＡＲＴＳモデルの大量の光子の伝送プロセスをシミュレートするために、モンテカルロ法を使用してもよい。モンテカルロシミュレートして計算された数値モデルでは、光源量、光源位置、光源波長、受光センサ数、受光センサ位置が既知であり、モデルに予め設定されており、受光センサの位置は絶対位置と相対位置を含んでいてもよい。多層組織モデルは、皮膚表面組織及び血管のシミュレーションのために利用され得る。多層組織モデルは主に、表皮、真皮、及び血管の３つの層を含む。吸収係数、散乱係数、屈折率、及びＨｅｎｙｅｙ－Ｇｒｅｅｎｓｔｅｉｎ関数等の他の周知の実験パラメータも、多層組織モデルで使用することができる。光電センサと皮膚表面組織との間のガラス、アクリル、又は空気等の媒体の屈折率も、入力モデルに含めることができる。

【0085】

図３２に示すように、皮膚表面組織モデルは、全体分布のパラメータを得るために、複数の０．１ｍｍの正方形にセグメント化することができる。大量の光子の伝送プロセスは、予測ＡＲＴＳモデルでシミュレートすることができる。次に、予測ＡＲＴＳモデルは、ウェアラブル装置１００内の光電センサのフィッティング及び校正、並びに逆モンテカルロフィッティング及び校正のために使用される。光電センサによる光学測定の各校正、取得されたＡＣ成分及びＤＣ成分は、下記の式（３１）に従って処理ユニット１２０によって正規化されてもよく、ＡＣ成分とＤＣ成分との間の比率は、単一の血管直径と血管内の全血の量との間の比率を表してもよい。したがって、処理ユニット１２０による血管直径（ｄ）又は半径（ｒ）の定量化を実現することができる。なお、本実施形態の核心は、ウェアラブル装置１００における実測値の偏差を校正することで、ＡＣ成分及びＤＣ成分を定量化することにより、血管直径（ｄ）又は血管半径（ｒ）を求めることであるので、上記数値又はパラメータの例に限定されない。

【数31】

【0086】

赤血球（すなわち、Ｈｂ及びＨｂＯ_２）と血漿との間の関連性は、ＮＩＲＳセンサによって測定され得る。正常な全血は、血漿の約５５％、及び血球の４５％で構成されている。より具体的には、血漿は９２％の水から構成され、残りの８％は血漿タンパク質の組合せであり、血球は９０％の赤血球（すなわち、Ｈｂ及びＨｂＯ_２）から構成され、残りの１０％は白血球及び血小板である。血漿及び血球の密度はそれぞれ、約１．０２５ｇ／ｍｌ及び１．１１５ｇ／ｍｌであることが知られている。したがって、全血の血液密度（ρ）は、密度に基づいて求められ、そして正常な健康な人の場合、１．０３ｇ／ｍｌ～１．０７５ｇ／ｍｌの間に近似され得る。血液密度（ρ）を校正するための校正係数は、ＮＩＲＳセンサによって測定された統計データから得ることができ、異なるユーザの異なる状態に基づいて調整可能である。したがって、血液密度（ρ）は、上述したものに限定されない。血管直径（ｄ）及び血液密度（ρ）のパラメータが既知であるという条件を考えると、血管壁の厚さ（ｈ）は、ＭＫ関数を用いた統計的線形回帰又は非線形回帰を利用することによって、処理ユニット１２０によって決定されてもよい。ここで、血管壁の厚さ（ｈ）は、血管直径（ｄ）、血液密度（ρ）、及び校正されたＰＷＶの既知のパラメータに基づいて、すべての個人について一定であると仮定される。

【0087】

本開示の少なくとも一実施形態では、血管壁の厚さ（ｈ）を決定するための別の方法が提供される。血圧は約１５秒～１分の測定単位時間内で大きく変動しないことが知られており、血管直径（ｄ）及び血液密度（ρ）は既知のパラメータである。ただし、体の異なる部分における動脈は、異なる血管有効半径ｒ及び血管壁の厚さ（ｈ）を有する。血管壁の厚さ（ｈ）を０．０１ｍｍから１ｍｍまで０．０１ｍｍずつ増加させ、血管壁の厚さ（ｈ）、血管直径（ｄ）、血液密度（ρ）、及び脈波伝播時間（ＰＴＴ）又は脈波伝播速度（ＰＷＭ）の値をＭＫ関数にとり、血圧（Ｐ）を得ることにより、１００の計算ポイントを有する「血管壁の厚さ（ｈ）対血圧（Ｐ）」の曲線をプロットすることができる。血圧（Ｐ）の決定は、測定単位時間内に得られるＰＴＴ又はＰＷＭの複数の値を用いて、処理ユニット１２０によって繰り返され、「血管壁の厚さ（ｈ）対血圧（Ｐ）」の曲線の複数のセットを得ることができる。「血管壁の厚さ（ｈ）対血圧（Ｐ）」の曲線の複数のセットにおける血管壁の厚さ（ｈ）のすべての値について、統計的分析のために、６０ｍｍＨｇ～１４０ｍｍＨｇの間など、血圧（Ｐ）の妥当な値を有するポイントが選択される。したがって、図３３に例示されるように、血管壁の厚さ（ｈ）の最も一般的な値は、血管壁の厚さ（ｈ）の実際の範囲に対応する。なお、血管壁の厚さ（ｈ）の範囲は、人体の様々な部位によって異なり得るため、本開示は上述したものに限定されない。

【0088】

ウェアラブル装置１００におけるＥ_０及びαの値を決定するために、一連の事前校正及び実験統計を実行してもよい。Ｅ_０及びαは、ヒト動脈組織に関連するヤング率の一部である。以前の調査研究によれば、Ｅ_０は約１４２８．７ｍｍＨｇであり、αは０．０１５～０．０３３ｍｍＨｇである。ただし、脈波伝播時間（ＰＴＴ）を決定する際、生理学的信号監視システムに偏差が存在し得る。したがって、本開示の少なくとも一実施形態では、生理学的信号監視システムにおけるＥ_０及びαの校正及び決定法が提供される。ウェアラブル装置１００は、シミュレータ（図示せず）に取り付けられてもよく、シミュレータによってシミュレートされたＰＴＴ（α０ｎ）のセットは、ウェアラブル装置１００によって測定されたＰＴＴ（α１ｎ）のセットと比較され、ＰＴＴ（α０ｎ）とＰＴＴ（α１ｎ）との間の変換関数を、下記の式（３２）で表されるように取得する。したがって、Ｅ_０及びαの変化によるウェアラブル装置１００のＰＴＴ測定値の偏差の表現である変換関数は、処理ユニット１２０に予め設定されてもよい。なお、本実施の形態で述べた演算値はあくまで説明のためのものであり、本開示の実施の形態を限定するものではない。

【数32】

【0089】

通常、脈圧（ＰＰ）は、３０ｍｍＨｇ～５０ｍｍＨｇの範囲である。ただし、心血管疾患又は動脈疾患の症例では、ＰＰは３０ｍｍＨｇ～１００ｍｍＨｇの範囲となり得る。本開示の少なくとも一実施形態では、フォトプレチスモグラム強度比（ＰＩＲ）及び脈波伝播時間（ＰＴＴ）によってＰＰを決定するための方法が提供される。図３４及び図３５に示すように、ＰＰは、動脈直径の拡張に関連し、ＰＩＲによって表されることができる。そのため、ＰＩＲは、異なるＰＰの下で線形又は非線形とすることができる。したがって、ＰＰの変動は、動脈硬化レベルに応じて正規化されなければならない。動脈硬化レベルは、下記の式（３３）におけるＥ_０及びαで表わされるようにＰＴＴと正に相関するので、動脈硬化値のセットは、センサ１１０から取得されたＰＴＴ値のセットを使用して、処理ユニット１２０によって決定されてもよく、ＰＩＲは、下記の式（３４）に応じて処理ユニット１２０によって決定されてもよい。したがって、ＰＩＲ測定値は、処理ユニット１２０によって、動脈硬化レベルのセットによって正規化され、正規化されたＰＩＲは、処理ユニット１２０に予め設定された動脈硬化正規化ＰＩＲ対ＰＰのルックアップテーブルを介してＰＰを決定するために利用されてもよい。この実施形態の核心は、動脈拡張レベルによってＰＰを決定することであるが、本開示の実施形態は、これに限定されない。

【数33】

【数34】

【0090】

本開示の少なくとも一実施形態では、収縮期血圧（ＳＢＰ）及び拡張期血圧（ＤＢＰ）を決定するためのアルゴリズムが提供される。ＳＢＰとＤＢＰとの間の差は、心臓収縮の脈拍によって生成される圧力である脈圧（ＰＰ）と呼ばれてもよく、ＰＰ＝ＳＢＰ－ＤＢＰとして決定されてもよい。平均動脈圧（ＭＡＰ）は、心拍数が増加することにつれて、ＳＢＰとＤＢＰの算術平均に近づく。図３６に示すように、ＭＡＰは、ＳＢＰとＤＢＰの間にある。したがって、ＭＡＰ、ＳＢＰ、ＤＢＰ、及びＰＰの間の関係は、ＭＡＰ及びＰＰに係数ｋを導入することによって、ＳＢＰ及びＤＢＰを決定するために使用することができる。ここで、係数ｋは０～１の範囲である。図３７に示すように、係数ｋがＤＢＰ＝ＭＡＰ－（ｋ×ＰＰ）及びＳＢＰ＝ＭＡＰ＋（１－ｋ）・ＰＰに調整され、ＳＢＰ及びＤＢＰは、ＰＰでＭＡＰ値を上下に調整することで、処理ユニット１２０によって決定されてもよい。なお、係数ｋはＳＢＰ及びＤＢＰを決定するための核心であるが、本開示の実施形態は、単一の係数のみに限定されるべきではない。

【0091】

本開示の少なくとも一実施形態では、脈波伝播時間（ＰＴＴ）又は脈波伝播速度（ＰＷＶ）をサンプリングするための方法は、センサ１１０によって異なる測定点間の動脈拍動の時間差を測定することによって実行されてもよい。ここで、時間差は、ＰＴＴ又はＰＷＶを表してもよい。機器測定の分野における既知の事実は、機器測定値が実際の値及び誤差を含むガウス分布の形成で表されることである。ここで、誤差は、系統誤差及びランダム誤差を含んでもよい。したがって、ＰＴＴ又はＰＷＶのセットが単位時間で測定される場合、それらのサンプリングされた値は、数値的方法によって決定されなければならない。例えば、中央値又は平均数は、ＰＴＴ又はＰＷＶを表す実際の値を決定するために、ＰＴＴ又はＰＷＶのグループから処理ユニット１２０によって決定されてもよい。なお、本開示におけるＰＴＴ又はＰＷＶで表される実測値の取得方法は、それに限定されない。

【0092】

本開示の少なくとも一実施形態では、心拍数、脈波伝播時間（ＰＴＴ）、及び脈波伝播速度（ＰＷＶ）の実際の値の決定は、統計的方法によって実現されてもよい。したがって、実際の値の決定中に成功した測定は、測定単位時間あたりの分散の度合いに応じて、処理ユニット１２０によって判定されてもよい。例えば、ガウス分布の分散を決定することによって、大きなばらつきを有するセンサ１１０によって受信される任意の生理学的信号は、生理学的信号の変動が閾値を超える場合に満たさないものとして決定されてもよい。この場合には、再検査を促すために、視覚的及び／又は聴覚的な通知が、アラーム又はディスプレイによって生成されてもよい。

【0093】

本開示の少なくとも一実施形態では、複数のセンサ１１０による脈波伝播時間（ＰＴＴ）の決定方法が提供される。ウェアラブル装置１００のセンサ１１０は、主要センサと、補助センサとを含む。主要センサ及び補助センサによって取得されたＰＴＴの値は、ＰＴＴ測定中に互いに相互参照されてもよい。ただし、主要センサと補助センサのサンプリングレートは異なる。したがって、特定のアルゴリズムは、決定のために設計されてもよい。例えば、２つの主要センサＭ１及びＭ２と、図３８に示すような補助センサＡ１を含むウェアラブル装置１００については、Ｍ１－Ｍ２、Ｍ１－Ａ１、及びＭ２－Ａ１である３つの値のＰＴＴを得ることができる。なお、主要センサＭ１、Ｍ２及び補助センサＡ１の中でより高いサンプリング速度を有するものが、決定において支配的である。したがって、図３９に示すように、補間は、より低いサンプリングレートを有するものの感知点（すなわち、ピーク点又はトラフ点）の間で適用される。補間は、線形補間、双線形補間、又は任意の他の補間であってもよい。局所最大値又は局所最小値は、それぞれピーク点又は谷点からのＮ個の補間点において処理ユニット１２０によって決定され得る。ここで、Ｎは低サンプリングレートに対する高サンプリングレートの比に等しい。したがって、図３９に示すように、ＰＴＴ測定のために、より高いサンプリングレートを有するセンサから得られる対応するパルスピーク又はパルストラフと共に、局所最大値又は局所最小値を使用することができる。本実施形態の核心は、ウェアラブル装置１００によって異なるサンプリングレートを有するセンサ１１０でＰＴＴを決定することであるが、上記の例示的な数値又はパラメータに限定されない。

【0094】

本開示の少なくとも一実施形態では、心拍数決定方法は、センサ１１０による動脈拍動の脈波の測定に基づく。心拍数（ＢＰＭ）は、時刻ｔにおける電流パルスと、時刻ｔ－１における前のパルスとの間の時間差に応じて決定され得る。測定単位時間内にＮ個のパルスが得られるので、パルス間の総周期数はＮ－１である。心拍数は、Ｎ－１の中央値又は平均数として、処理ユニット１２０によって決定されてもよく、決定された心拍数は、測定単位時間内の心拍数を表してもよい。本開示における心拍数を取得するための方法は、これに限定されない。

【0095】

本開示の文脈内で、「特徴抽出」及び「分類方法」という用語は、ＥＣＧ、ＥＭＧ、圧電等のセンサから取得された生理学的信号の各特性のコレクションを形成するプロセス又は技法を指し、これらのセンサは、そのサブコレクションに属してもよい。生理学的信号の特性のコレクションは、主成分分析（ＰＣＡ）、線形判別分析（ＬＤＡ）、局所線形埋め込み（ＬＬＥ）、又はラプラシアン固有マップ等の分類方法によって、異なるカテゴリに分類することができる。分類を通じて、共分散値が大きい特性を追加カテゴリに分類して、元のコレクションよりも低い次元を持つ特性の新しいコレクションを出力することができる。新しいコレクションは、ユーザのアイデンティティを判別するために分類器によって訓練されてもよい。分類器は、サポートベクトルマシン（ＳＶＭ）、線形回帰、ロジスティック回帰、決定木、ｋ近傍法、又はナイーブベイズ等の従来の機械学習方法に基づいてプログラムすることができる。ユーザのアイデンティティが決定された後、ユーザ１０１の生理学的信号及び生理学的情報は、ユーザのアイデンティティに応じてモバイル装置２００又はクラウドサーバ３００に格納されてもよい。分類方法は、モバイル装置２００上又は複数のクラウドサーバ３００上でのみ実行されてもよく、ウェアラブル装置１００は、生理学的信号及び生理学的情報のみを取得し、モバイル装置２００及び複数のクラウドサーバ３００に送信してもよい。

【0096】

本開示の少なくとも一実施形態では、センサ１１０は、手首から筋電図（ＥＭＧ）の連続信号を読み取るための１対の電極を含んでもよい。処理ユニット１２０によって任意の信号読み取り値が連続信号の二乗平均平方根（ＲＭＳ）値よりも大きいと判定された場合、信号は、ユーザのアイデンティティを決定するための生理学的信号の特性のサブコレクションとすることができる。連続信号は、周波数スペクトルを取得するために高速フーリエ変換（ＦＦＴ）によって処理することができ、その結果、ユーザ識別のための特性の別のサブコレクションを形成することができる。

【0097】

本開示の少なくとも一実施形態では、センサ１１０は、２対の電極を含んでもよい。１対の電極は、皮膚の表面上に、５ｋＨｚ、１０ｋＨｚ、５０ｋＨｚ、１００ｋＨｚ、５００ｋＨｚ、及び１ＭＨｚ等の異なる周波数を有する異なるＡＣ信号の組合せを印加するために、パルス波変調（ＰＷＭ）発生器又はデジタルアナログ変換器（ＤＡＣ）波形発生器の汎用入力／出力（ＧＰＩＯ）に接続される。同時に、他の１対の電極は、ＡＣ信号の変動を検出して、ＲＬＣモデル及び処理ユニット１２０による周波数スペクトル解析を通して皮膚及び体脂肪のインピーダンスの導出を可能にする。さらに、各ユーザは、表皮、結合組織、脂肪及び水分含量のような皮膚の明確で複雑な組成を有するため、取得された周波数スペクトルは、ユーザのアイデンティティを決定するための特性の別のサブコレクションであってもよい。

【0098】

本開示の少なくとも一実施形態では、センサ１１０は、３００ｎｍ～１１００ｎｍの範囲の波長を有するレーザダイオード又はＬＥＤによって形成された近赤外分光（ＮＩＲＳ）センサと、同じ波長を検出するように構成されたフォトダイオードとを含んでもよい。モンテカルロシミュレーションは、ＮＩＲＳセンサの幾何光学特性に応じて、吸収、反射、透過について実行されて、ＮＩＲＳセンサのＡＲＴ（すなわち、吸収、反射、透過）モデルが校正のために生成されてもよい。ＮＩＲＳセンサは、オキシヘモグロビン（ＨｂＯ_２）、ヘモグロビン（Ｈｂ）、及び血糖を含む様々な血液含有量の比率を検出して、処理ユニット１２０によるモエンス・コートウェッグ（ＭＫ）関数の少なくとも１つの係数を校正するための対応するＳｐＯ_２、ＳａＯ_２、及び血流の決定を可能にすることができる。フォトプレチスモグラフィ（ＰＰＧ）信号におけるダイクロティックノッチの特性を使用して、高血圧と心周期の関係等、心臓と動脈の特性を分析することができる。したがって、ＰＧＧから取得された特性は、ユーザのアイデンティティを決定するための特性のサブコレクションのうちの１つをさらに表すことができる。

【0099】

本開示の少なくとも一実施形態では、センサ１１０は、修正された四肢誘導ＩＩ（ＭＬＩＩ）心電図（ＥＣＧ）信号を取得するための１対の電極であってもよい。ＱＲＳ群のＲ波頂の検出は、処理ユニット１２０による異常発生間隔脈波（ＩＰＰ）、不規則脈拍（ＩＨＢ）、心房細動（ＡＦ）、心拍変動（ＨＲＶ）及び心拍数を決定するために利用され得る。ＥＣＧ信号のＰＱＲＳＴ波は心周期全体を表すことができるので、ＰＱＲＳＴの時間領域信号は、ユーザのアイデンティティを決定するための特性のサブコレクションのうちの１つとすることができる。

【0100】

本開示の少なくとも一実施形態では、モンテカルロ法による光子輸送シミュレーションは、異なるタイプの皮膚組織に応答する校正を必要とし、したがって、光子輸送シミュレーションからの結果のカーブフィッティング、及びフィッツパトリック分類による実際の測定に適用されることができる。光子輸送シミュレーションは、異なる波長、強度、ＬＥＤの位置、及び光電センサの異なるサイズ及び位置で、光学パラメータを用いて実行されてもよい。フィッツパトリック分類による異なる皮膚タイプの光学パラメータは、屈折率、散乱率、吸収率、及びＨｅｎｙｅｙ－Ｇｒｅｅｎｓｔｅｉｎ関数を含んでもよい。フィッツパトリック分類による異なる皮膚タイプに関連付けられた光子輸送シミュレーションの結果は、吸収、反射、透過、及び散乱を含んでもよい。実際の測定は、フィッツパトリック分類に従った異なる皮膚タイプでの「機械的波動時間遅延構造／脈波伝播時間リスケール」法によって行うことができる。したがって、校正は、光子輸送シミュレーション及び実際の測定からの結果のカーブフィッティングによって行うことができる。

【0101】

本開示の少なくとも一実施形態では、多層組織モデル、微小血管ランダム分布モデル、及び動脈ランダム分布モデルは、異なる波長の光源及び異なる光センサでのモンテカルロシミュレーションによって構築され、シミュレーションの結果は、特定の波長の光源での特定のタイプの組織モデルの表現である。したがって、「光源－光センサ－組織モデル」ルックアップテーブルは、シミュレーションの結果を組み合わせることによって構築されてもよい。センサ１１０によって実際の測定が実行されるとき、「光源－光センサ－組織モデル」ルックアップテーブルは、実際の測定の偏差を校正するために、処理ユニット１２０によって使用されてもよい。さらに、逆モンテカルロシミュレーションを「光源－光センサ－組織モデル」ルックアップテーブルに適用して、それに応じて光センサを設計してもよい。全体として、本開示の核心の１つは、モンテカルロ法の適用と、それに続く前後のカーブフィッティングであり、これは、実際の測定値の校正、又は光学センサの設計のための基準としてそれぞれ使用できる。

【0102】

要約すると、本開示の様々な実施形態に係る装置及び方法は、血圧モニタリングの高精度、着用体験の改善、及び便利なモニタリングを確保するために、脈波伝播時間及び血行動態パラメータを利用する。

【0103】

上記説明は、本開示の実施形態にすぎず、本開示の範囲を限定することを意図しない。本開示の特許請求の範囲及び明細書による多くの変形及び修正は、依然として特許請求の範囲の開示の範囲内である。さらに、実施形態及び特許請求の範囲のそれぞれは、開示された利点又は特徴のすべてを達成する必要はない。さらに、要約書及び発明の名称は、特許文献の調査を容易にするのに役立つだけであり、クレームされた開示の範囲を限定することを決して意図したものではない。

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】

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【図15】

【図16】

【図17】

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【図19】

【図20】

【図21】

【図22】

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【図28】

【図29】

【図30】

【図31】

【図32】

【図33】

【図34】

【図35】

【図36】

【図37】

【図38】

【図39】