JP2019505264A - 光学的な血行動態の血圧を計算するための方法およびデバイス - Google Patents

Abstract

１つ以上の身体位置で血管中の血圧を血行動態的に測定するためのデバイスが提供され、該デバイスは、光を受けるための及び経時的に信号を得るための、少なくとも３つの光センサーのアレイを含む、少なくとも３つのセンサーであって、信号が、光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を含み、経時的な血管内の血液の流れに対応している、少なくとも３つのセンサー；および血流から心拍信号を生成するために光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を使用することによって、および血圧がまた経時的に時空的圧力抵抗関数に依存するように、修正されたウィンドケッセルモデルを信号に適用することによって、信号を受信する及び連続的な動的血圧測定値を生成するように構成された処理装置を含み、時空的圧力抵抗関数は弾性率／剛性を表わしている。【選択図】図１４

Description

本発明は、幾つかの実施形態では光センサーを使用して、血行動態の血圧を計算するための装置および方法に関する。

高血圧症は、冠動脈心疾患、腎不全、脳卒中および他の様々な病気の主要なリスク指標であり、死亡率の主要な世界的なリスクである。血圧測定は、高血圧症または突然の脳卒中に起因するリスクを管理するのに不可欠である。

高血圧症は、世界的に蔓延している疾患である。その有病率はこの数年にわたって上昇している。昨今、高血圧症は、死亡率の主要な世界的なリスク因子であり、世界の死亡の約１３％を引き起こしている。高血圧のレベルは、末梢動脈疾患、腎不全、網膜出血および視力障害に関連している。観察的疫学研究は、血圧と血管性死亡との間の相互依存を示しており、最終的に「高血圧前症」の範囲も最近調査されている。この「高血圧前症」の範囲、即ち収縮期血圧に対して１２０〜１３９ｍｍ Ｈｇおよび拡張期血圧に対して８０〜８９ｍｍ Ｈｇは、世界人口でかなり頻繁に見られることが分かったが、冠動脈心疾患および循環器疾患にもつながり得る。結果として、血圧測定は、各種疾患のリスク指標として働き得、それをモニタリングすることによって、それらの病気の発症を遅らせるか、またはそれらの病気を予防さえするかもしれない。昨今、測定のための一般的な技術は、利便性さおよび利用可能性が要因で、振動測定法である。常習的な家庭血圧測定は、時折の臨床モニタリングよりも優れて病的事象を予測することができ、医師の前での血圧の上昇の既知の現象である「白衣効果」を見過ごすこともできる。

本発明の一態様は、組織を有する哺乳動物の被験体の１つ以上の身体位置で血管中の血圧を血行動態的に測定するためのデバイスであり、該デバイスは、検討中の組織に光を照射するための光源；組織から横断した及び／又は反射された光を受けるための及び経時的に信号を得るための、少なくとも３つの光センサーのアレイを含む、少なくとも３つのセンサーであって、センサーのアレイによって得られた信号が、光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を含み、信号が、経時的な被験体の血管内の血液の流れに対応している、少なくとも３つのセンサー；および少なくとも３つのセンサーをサポートするための及び少なくとも３つのセンサーの少なくとも１つがアナログであるという事象において信号をデジタル形式に変換するための、ハードウェアおよびソフトウェアを含み、ハードウェアおよびソフトウェアは、血流から心拍信号を生成するために光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を使用することによって、および血圧がまた経時的に時空的圧力抵抗関数に依存するように、修正されたウィンドケッセルモデルを信号に適用することによって、信号を受信する及び連続的な動的血圧測定値を生成するように構成された処理装置も含み、ここで、経時的な時空的圧力抵抗関数は、経時的な血流の身体位置に依存し、与えられた身体位置および与えられた時間での血管の（ｉ）弾性率、（ｉｉ）剛性、または（ｉｉｉ）弾性率と剛性を表わす。幾つかの実施形態では、光源は、波長が以下の範囲：０．３ミクロンから０．７ミクロンの視界、０．７ミクロンから５ミクロンの近ＩＲ領域、５ミクロンから４０ミクロンの中ＩＲ領域、および４０ミクロンから３５０ミクロンの遠ＩＲ領域のいずれかを有している光を照射するように構成されている。幾つかの実施形態では、処理装置は、与えられた時間毎のアレイの時間的なピクセル毎の情報を平均することによって心拍信号を生成するように構成されている。幾つかの実施形態では、処理装置は、数式：

の抵抗式（２１）を使用して、血行動態の血圧測定を判定するように構成されており、式中、ｔ_ｄ＞０である場合、αおよびＲ_０は定数であり、ｎ＝０、１、２、３、４．．．である。幾つかの実施形態では、信号が経時的に得られる中で、少なくとも３つの光センサーのアレイ及び／又は１つ以上の追加のセンサーは、信号を得るようにも構成されており、処理装置は、信号を受信するようにも構成されており、血圧測定値の精度の上昇のために、以下の（ａ）光センサーを使用する局所組織灌流、（ｂ）光センサーまたは温度計を使用する局所組織温度、および（ｃ）少なくとも１つの光センサーまたは超音波センサーが使用される身体位置Ｘ_０における血液組織の体積および密度、の少なくとも１つを処理するように構成されている。幾つかの実施形態では、信号が経時的に得られる中で、少なくとも３つの光センサーのアレイ及び／又は１つ以上の追加のセンサーは、信号を得るようにも構成されており、処理装置は、信号を受信するようにも構成されており、血圧測定値の精度の上昇のために、以下の（ａ）光センサーを使用する局所組織灌流、（ｂ）光センサーまたは温度計を使用する局所組織温度、および（ｃ）少なくとも１つの光センサーまたは超音波センサーが使用される身体位置Ｘ_０における血液組織の体積および密度、の少なくとも２つを処理するように構成されている。幾つかの実施形態では、信号が経時的に得られる中で、少なくとも３つの光センサーのアレイ及び／又は１つ以上の追加のセンサーは、信号を得るようにも構成されており、処理装置は、信号を受信するようにも構成されており、血圧測定値の精度の上昇のために、以下の（ａ）光センサーを使用する局所組織灌流、（ｂ）光センサーまたは温度計を使用する局所組織温度、および（ｃ）少なくとも１つの光センサーまたは超音波センサーが使用される身体位置Ｘ_０における血液組織の体積および密度、のすべてを処理するように構成されている。幾つかの実施形態では、処理装置は、哺乳動物の被験体の特定の身体位置Ｘ_０で血圧を提供するように構成されており、ここで、時空的圧力抵抗関数は、経時的に、特定の身体位置Ｘ_０での血管の抵抗または弾性率を測定する時空的関数である。幾つかの実施形態では、デバイスは、局所位置Ｘ_０において血管の組織で超音波を放射する且つ受けるように、および（ａ）特定の身体位置での組織の体積及び／又は密度および（ｂ）組織内の血流の体積速度に対応する１つ以上の信号を生成するように構成された超音波コンポーネントをさらに含み、ここで、処理装置は、初期の血圧測定値を推定することによって血圧測定値の精度を上昇させるために、超音波コンポーネントからの出力を受信するように構成されている。幾つかの実施形態では、処理装置は、（ｉ）少なくとも２つの波長の各波長に対する光強度の時間的ヒストグラムおよび（ｉｉ）与えられた時間毎のアレイの時間的なピクセル毎の情報の平均の少なくとも１つを生成するために、光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を使用するように構成されている。幾つかの実施形態では、処理装置は、少なくとも２つの波長の各波長に対する光強度の時間的ヒストグラムを生成するために、光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を使用するように構成されている。幾つかの実施形態では、処理装置は、光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報に代数演算を適用するように構成されている。

本発明の別の態様は、組織を有する哺乳動物の被験体の１つ以上の身体位置で血管中の血圧を血行動態的に測定する方法であり、該方法は、光源を使用して、検討中の組織に光を照射する工程；組織から横断した及び／又は反射された光を受けるための及び経時的に信号を得るための、少なくとも３つの光センサーのアレイを含む、少なくとも３つのセンサーを提供する工程であって、センサーのアレイによって得られた信号が、光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を含み、信号が、経時的な被験体の血管内の血液の流れに対応している、工程；少なくとも３つのセンサーをサポートするための及び少なくとも３つのセンサーの少なくとも１つがアナログであるという事象において信号をデジタル形式に変換するためのハードウェアおよびソフトウェアを提供する工程；および血流から心拍信号を生成するために光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を使用することによって、および血圧がまた経時的に時空的圧力抵抗関数に依存するように、修正されたウィンドケッセルモデルを信号に適用することによって、信号を受信する及び連続的な動的血圧測定値を生成するように構成された処理装置を提供する工程を含み、ここで、経時的な時空的圧力抵抗関数は、経時的な血流の身体位置に依存し、与えられた身体位置および与えられた時間での血管の（ｉ）弾性率、（ｉｉ）剛性、または（ｉｉｉ）弾性率と剛性を表わす。

本発明のこれらおよび他の特徴、態様および利点は、以下の図面、説明および請求項を参照してより一層理解されるようになる。

様々な実施形態が添付の図面を参照してほんの一例として本明細書に記載されている。

図１Ａは、本発明の一実施形態による、付随する他のバイオパラメーターの中で血圧を測定するデバイスの斜視図を示す写真である。 図１Ｂは、本発明の一実施形態による、左に図１Ａのデバイスに使用される医療サブシステムおよび右に図１Ａのデバイスに使用される制御サブシステムを示す、ハイレベルの略ブロック図である。 図２は、本発明の一実施形態による、側面からの図１Ａのデバイスの内部を示す断面図である。 図３Ａは、本発明の一実施形態による、物体に反射した光を利用する、方法、システムまたはデバイスを使用する光の流れの概略である。 図３Ｂは、本発明の一実施形態による、物体を横断する光を利用する、方法、システムまたはデバイスを使用する光の流れの概略である。 図４は、本発明の一実施形態による、光の３つの波長（Ｒ、Ｇ、Ｂ）の各々に対する量子効率を示す、カラー画像センサースペクトル効果のグラフである。 図５Ａは、本発明の一実施形態による、図４の３つの波長のヒストグラムである。 図５Ｂは、本発明の一実施形態による、図４の３つの波長のヒストグラムであるが、図５Ａと比較して狭いダイナミックレンジを示している。 図６は、本発明の一実施形態による、デバイス上の被験体の血圧のデバイスのディスプレイスクリーンを示し、ここで、Ｔ_ｓは収縮期血圧の正規化された開始点であり、ｔ_ｄは最大局所収縮期を表わし、およびＴ_ｅは収縮期の最終的な正規化されたエンドポイントである。 図７は、本発明の一実施形態による、方法、システムおよびデバイスにおいて使用されるフィードバック機構の概略である。 図８は、本発明の一実施形態による、２つの別々の試験における患者の間の収縮期血圧および拡張期血圧のグラフ形態の比較を示し、１つの試験はＭＭ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｅｎｔｅｒで行われ、もう１つの試験はＣａｒｍｅｌ ＆ Ｌｉｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｅｎｔｅｒｓで行われている。 図９は、本発明の一実施形態による、末梢脈拍の波形と、その上に測定された脈、血圧およびＳｐＯ２を含む、幾つかの血行動態的パラメーターとを示すデバイスのディスプレイスクリーンを示す。 図１０は、本発明の一実施形態による、ゼロに正規化された計算したＰ（ｔ）圧力波形を示すデバイスのディスプレイスクリーンを示す。 図１１は、本発明の一実施形態による、血圧Ｐ（ｔ）波形からの収縮期血圧および拡張期血圧の振幅の３つの異なる測定値のディスプレイスクリーンを示す。 図１２は、本発明の一実施形態による、ノイズの多い入力信号に起因する３つの異なるタイプのノイズの多い圧力波形Ｐ（ｔ）のディスプレイスクリーンを示す。 図１３Ａは、本発明の一実施形態による、拡張期の圧力流に起因する正規の時間的な色ヒストグラムを示す。 図１３Ｂは、本発明の一実施形態による、収縮期血圧の上昇により体積（ｖｏｌｕｍｅ）が増加した時間的な色ヒストグラムを示す。 図１３Ｃは、本発明の一実施形態による、収縮期血圧の左端のヒストグラムプロット（青に関係する）における、周期的な、比較的高い突出（ｂｕｒｓｔ）を有する時間的な色ヒストグラムを示す。 図１４は、本発明の一実施形態による方法のフローチャートである。

以下の詳細な説明は、本発明を実行する最良の現在考えられる様式である。詳細な説明は、限定する意味で解釈されるべきでないが、本発明の範囲が添付の請求項によって最良に定義されるため、本発明の一般的な原理を例示する目的でのみなされる。

本発明は、概して血液の色合いの拡散（ｂｌｏｏｄ ｔｉｎｔ ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ）のリアルタイムのカラー写真に基づいて血圧をモニタリングするためのデバイスおよび方法を提供する。これは、皮膚組織の時間的な色分布画像を使用して非侵襲的に血圧を測定するための新しい血行動態の光学的な方法およびデバイス／システムを提供する。出願人の第１のプロトタイプは、カラーのビデオストリームを使用して顔色分布を撮影したカメラであった。患者の組織からの反射光は、ヒトの生理学的および感情的な状態に関する豊富な情報を提供した。本発明の一実施形態によると、デバイスは、毛細管の血行動態からの内部の動脈血圧を測定するように構成されている。デバイスは、一実施形態において外部光に対して密閉されている。デバイスは、指の毛細管組織を（一実施形態において）横断する、およびその後、光をカラー画像センサー上へと投影する異なる波長で光を放射する。画像は、その後、様々なバイオパラメーターを計算するための専用のＤＳＰアルゴリズムによって分析され、その後、スクリーンに表示される。

本発明は、検討中の組織を通って横断する一連の光、例えば単色光に起因するカラー撮像を使用することによって血圧を計算するための、非侵襲的な血行動態の方法、システムおよびデバイスである。出願人は、圧力流の変動が、時間的な色ヒストグラムの高さの変化および追加の時間的な体積情報から判定され得ることを発見した。ウィンドケッセルモデルの分析的解明は、抵抗関数に対する追加の洞察を提供する。この新しい技術は、出願人の新しいデバイス、ＴｅｎｓｏｒＴｉｐの一部として臨床的に評価された。臨床評価と新しい方法およびデバイスは、ＩＳＯ ８１０６０−２で認証された標準要件を満たすことに成功した。ＴｅｎｓｏｒＴｉｐのデバイス、方法およびシステムは、標準の血圧測定値および心臓手術後に血圧の変化を受けた個体の両方ための臨床試験においてかなりうまく実行された。

血圧を測定する先行技術の方法とは対照的に、本発明のデバイスおよび方法は、非侵襲的に、およびそれほど好適ではないが、空気を注入することなく血圧を測定する。指を、比較的小さな、幾つかの実施形態では、携帯用のデバイスに単に挿入することによって血圧を測定する追加の利便性には、被験体が他の事柄を同時に行うことが可能になるという点で、幾つかの先行技術の方法を上回る利点がある。先行技術とは更に対照的に、本発明のデバイス、システムおよび方法は、特定の実施形態において継続的且つ動的に血圧を測定する。幾つかの実施形態では、デバイスはまた、小さく、軽量で、携帯用である。さらに、好ましい実施形態では、デバイスは、血圧を測定する追加の方法または血圧を測定する主要な方法のいずれかとしての、家庭環境に加えて医療クリニックにおける使用を意図している。図１Ａに示されるＴｅｎｓｏｒＴｉｐデバイスは、図１Ｂに提示されるようなデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）の医療および制御のサブシステムを含む。特定の実施形態では、医療サブシステムは、カラー画像センサー、光源、例えばＬＥＤ、および画像取得、画像処理、点灯のセルフテスト（ｌｉｇｈｔｉｎｇ ｓｅｌｆ−ｔｅｓｔ）および臨床的パラメーターの値の抽出の役割があるデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を含む。制御サブシステムは、１つの特定の実施形態において、４つのワンタッチボタン、ディスプレイ、オーディオスピーカー、およびユーザーインタフェース、プロセス管理、内部記憶装置およびデバイスの電力管理を担うマイクロコントローラユニット（ＭＣＵ）を含む。デバイスはまた、特定の実施形態において、組織、例えば、光が反射する、組織に使用される身体部分の例として、指または耳たぶからの組織の局所温度を測定するための温度計を含む。本発明のデバイスはさらに、特定の実施形態において、組織で超音波を放射及び／又は受信するように、および（ａ）指先または組織がある他の身体部分の体積及び／又は密度と（ｂ）流れに対応する１つ以上の信号を生成するように構成された超音波デバイスを含む。流れは、一実施形態において、光が反射／横断する組織中の血流の体積速度である。単一の抵抗関数のウィンドケッセルモデルを使用する、昨今知られている先行技術のモデルのほとんどとはまた更に対照的に、本発明のデバイス、方法およびシステムは、拡張モデルを利用し、より複雑な検討事項（ｃｏｎｓｉｄｅｒａｔｉｏｎｓ）を考慮する。具体的には、本発明の幾つかの実施形態では、処理装置は、血圧がまた定抵抗よりも経時的に時空的圧力抵抗関数に逆に依存するように少なくとも１つの信号に修正されたウィンドケッセルモデルを適用することによって、少なくとも１つのセンサーから少なくとも１つの信号を受信する及び連続的な動的血圧測定値を生成するように構成されており、ここで、経時的な時空的圧力抵抗関数は、経時的な流体の身体位置に依存しており、与えられた身体位置および与えられた時間での血管の弾性率の尺度（ｍｅａｓｕｒｅ）である。本発明は、幾つかの実施形態において、物体を横断する光を使用してより豊富な情報を提供することを可能にする色配列センサー（ｃｏｌｏｒ ａｒｒａｙ ｓｅｎｓｏｒ）を使用する。血圧を測定するための先行技術のデバイスおよび方法とは対照的に、本発明のデバイスおよび方法は、使用するのが簡単で、空気注入を必要としない。先行技術のデバイスとは対照的に、本発明のデバイスは、幾つかの実施形態において、標準のパルスオキシメーターが通常、２つの個別の（ｄｉｓｃｒｅｅｔ）ダイオードセンサーおよび光源、例えば２つの単色光源を使用するため、標準のパルスオキシメトリと比較してより豊富な情報を提供することを可能にする色配列センサーを使用する。本発明のデバイスは、幾つかの実施形態において、家で及び／又は医師、看護婦、技術者または他の医療介護者による援助を必要とすることなく、患者に対する実用的な方法で血圧を動的に、継続的に、および好適に測定する。

光学的な血行動態の血圧を計算するための方法およびデバイスの原理および操作は、図面および付随する説明を参照してより一層理解され得る。

図１Ａは、一実施形態による、ＴｅｎｓｏｒＴｉｐデバイス（１０）を示す。図１Ｂは、本発明の一実施形態による、デバイスのソフトウェアの役割およびインターフェースを描写する機能的な例示である。デバイス（１０）は、当該分野の他の機器が血圧を測定する方法とは異なり、血行動態を使用して血圧を測定する。血行動態は、多数の医療分野において、ほとんどが外科手術の間に又はその後に使用され、ここで、血圧はインラインの動脈管によって測定される。

図２の断面図から見られるように、デバイス（１０）は、一実施形態において、被験体の（指を受けるための指用のコンパートメント（１２）（他の実施形態では、指用のコンパートメントは被験体の耳たぶを受けるように構成されている）、可視からＩＲのスペクトル（〜６００ｎｍから〜１０００ｎｍる）における幾つかの実施形態において少なくとも１つの単色光源（例えば、１つ又は他の実施形態では２、３、または４つの単色光源）である、少なくとも１つの光源（１６）、例えば４つのそのような光源、およびカラー画像センサー（２０Ａ）などの光センサーを含む。デバイス（１０）は、ビデオ信号、例えばカラービデオ信号のロスレスストリーム（ｌｏｓｓｌｅｓｓ ｓｔｒｅａｍ）を生成し、内部計算のために画像バッファメモリおよび専用のＤＳＰプロセッサを使用する。一実施形態では、デバイス（１０）は、出願人に発行された米国特許番号８３３５５５０および８７９２９４８に記載されるようなバイオマーカーの計算に使用される、アルゴリズムを含む、システム、方法、及び／又はデバイスを組み込む。図２から見られるように、デバイス（１０）はまた、温度計（２０Ｃ）および超音波センサー（２０Ｂ）を含んでもよい。

図３Ａおよび図３Ｂに示されるように、光源（１６）と、カラー画像センサー（２０Ａ）を含んでもよい、光センサー（２０Ａ）のアレイとの関連性は、２つの方法のうちの１つで実装され得る。図３Ａは、入射光が指などの物体から反射されていることを示し、図３Ｂは、物体を横断する入射光を示している。出願人の第１のプロトタイプであった、図３Ａに示されるような第１の方法は、周囲光が、組織からセンサー（２０）、例えば画像センサー（２０Ａ））上へと反射されていることに基づいており、組織は、被験体の皮膚組織、または例えば内視鏡撮影の間の被験体の内部組織である。対照的に、図３Ｂでは、カラー画像センサー（２０Ａ）であってもよい、リアルタイムの光センサー（２０Ａ）は、指先または耳たぶの組織などの組織を横断する光を使用して、空間−時間−色のドメインにわたる組織の色素沈着を分析する能力を提供する。本発明の光センサー（２０Ａ）は、一実施形態において、標準のパルスオキシメーターが通常、２つの個別のダイオードセンサーおよび光源、例えば２つの単色光源を使用するため、標準のパルスオキシメトリと比較してより豊富な情報を提供することを可能にする色配列センサーを使用する。

画像センサー（２０）：
出願人の本発明の方法およびデバイスは、少なくとも３つの光センサー（２０）のアレイ、例えばカラー画像センサー（２０Ａ）を含む、少なくとも３つのセンサー（２０）に基づいている。一実施形態では、光センサー（２０）は、画像センサー（２０Ａ）であり、〜３８０ｎｍから〜１０００ｎｍの範囲の光の連続スペクトルに敏感である。他の実施形態では、センサーの１つ以上は、画像センサーではない光センサーであり、その場合、光センサーは、一実施形態において、以下の範囲のいずれかで光に敏感である：０．３ミクロンから０．７ミクロンの視界、０．７ミクロンから５ミクロンの近ＩＲ領域、５ミクロンから４０ミクロンの中ＩＲ領域、および４０ミクロンから３５０ミクロンの遠ＩＲ領域。センサー（２０）は、医療モニタリング、美容診断、ライフスタイル、自動車、セキュリティなどの用途に利用されてもよい。本明細書に記載される実施形態は、血圧に焦点を当てた医療モニタリングの用途を含む。

図４は、本発明のデバイス（１０）に使用される画像センサースペクトル効果を示し、これは、青、緑および赤の３色で示されている。図面が白黒であるため、図４のグラフ上の「色」の位置を示すために、青色に対応するスペクトルは２０低あたりで開始し、緑色光に対応するスペクトルは最も高い最大量子効率を有し、および赤色と緑色の両方に対応する２つのスペクトルは１０より少し低いところで開始することが留意される。

カラーストリームビデオ（Ｃｏｌｏｒ ｓｔｒｅａｍ ｖｉｄｅｏ）：
リアルタイムのストリームビデオは、空間−時間−色の情報を提供し、以下の６次元の空間から成る：３次元の色（赤、緑および青）；２次元の位置（ｘおよびｙ）および１次元の時間（ｔ）。血流およびカラー色素沈着の小さな変化を検出するために、高精度のダイナミックレンジ（即ちピクセル毎のビット数）、波長範囲およびフレーム／秒（ＦＰＳ）が必要とされる。

＜数理モデル＞
ａ）序
カラー画像センサーは、以下の数式でトリプルの（ｔｒｉｐｌｅ）時空的関数を提供する：
１．

示す光源（Ｌ）の各セットに対しては、
２．

各色の値は、画像センサーのダイナミックレンジを表わし、我々のケースでは、１色当たり１２ビットで、合計３６ビットを与えている。空間的情報、つまり、ピクセル位置はｘおよびｙによって表わされ、ｔは時間次元を表わす。画像センサーは、３Ｄ分光計およびカラーディストリビューター（Ｃｏｌｏｒ Ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｏｒ）として使用される。皮膚または血液の組織の我々の調査に基づいて、出願人は、正常な光条件下で、つまり、日光下で、それらの組織が、赤＞緑≧青、および幾つかの場合では、赤＞青≧緑の色彩強度の順序を有することを発見した。この現象は図５に実証されている。図５は、４つのＬＥＤ光から放射された赤からＩＲの波長で観察された実際の血液組織色素のヒストグラムを示す。そこで見ることができるように、赤のヒストグラムは支配された（ｄｏｍｉｎａｔｅｄ）ヒストグラムであり、続いて緑、およびその後青と続く。この現象は、血液を赤くさせるヘモグロビン中の鉄に起因する。組織の色合いは、酸素、二酸化炭素および他の血液成分に左右される。それにもかかわらず、カブトガニは、血液中のヘモシアニンが原因で青い血を有している。鉄の代わりに、ヘモシアニンは酸素に結合する銅を含有する。それ故、銅は青い血の原因である。

ｂ）表色系
幾つかの場合では、異なる表色系を使用することが有用である。ここに、２つの例がある（我々は、ｘ，ｙ，ｔの代わりに個別の位置に対してｉ，ｊ，ｔを使用する）：
３．

ここで
４．第１の例としては、

があり、３−Ｄ次元（Ｓ２と見なされる）で埋め込まれた２−Ｄ球面に対する正規化は、第２の例、つまり
５．

として考えられる。

単位球面に対する色座標変換を有して、すべてのピクセルの大きさを正規化する。

ｃ）時間的な色ヒストグラム（ＴＣＨ）
ＴＣＨは、空間−時間−色のドメインの変化について記載するための重要なツールである。
６．

を、１セットの光放出（Ｌ）に関連する緑、赤および青の空間−時間−色の関数を表わす３色のドメインにする。各色に対するトリプルの継続的な重み付けしたヒストグラム（ｔｒｉｐｌｅ ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ ｗｅｉｇｈｔｅｄ ｈｉｓｔｏｇｒａｍｓ）をルベーグ−ディラック積分関数として定義する。
７．

ここで、Ｈは、それぞれ、赤、緑および青の画像（カラープレーン）の時間的ヒストグラムの体積を表わしている。Ｅは測定可能な重み付けした関数を表わし、ｐはピクセル値である。デルタ関数は、カラーピクセル値がｐピクセル値と一致しない場合は常にゼロになる。
８．方程式７の個別の形態は、以下である：

ｄＥ＝１である離散的信号の点から、Ｈ_ｒ（ｐ，ｔ）は、時間ｔでｐ値を有する赤ピクセルの数を表わしている。Ｈ_ｇ（ｐ，ｔ）およびＨ_ｂ（ｐ，ｔ）は、それぞれ、緑および青の時間的ヒストグラムを表わしている。図５は３つの時間的カラーヒストグラムを示す。

図５Ａ：水平軸に沿った分散吸収レベルがｑ（Ｒｅｄ）≧ｑ（Ｇｒｅｅｎ）≧ｑ（Ｂｌｕｅ）の順序を満たし、式中、ｑは分散関数を表示する、ことを明白に示す３つの時間的ヒストグラムプロット。これらの図面は白黒であるので、分かりやすくするために、図５Ａおよび図５Ｂにおいて、各図の左から右に、それぞれのヒストグラムプロットが青、次に緑、そして赤であることに留意されたい。例えば、図５Ａにおいて、青プロットはＸ軸に沿って約６．５から約８と１／６までにおよび、緑はＸ軸に沿って約７と３／４から約９と１／２までであり、赤はＸ軸に沿って約９と１／２から約１２までである。

図５Ｂ：図５Ａと比較して狭いダイナミックレンジ。
色ヒストグラムは、バイオパラメーターを表わすように構成される少数の要素を備える；ある実施形態では（ｉ）高さの変化は、画像センサー上に投影される光学的圧力流の体積の変動を表す；（ｉｉ）水平軸はピクセル値を表し、ヒストグラムの横へのシフトは脈拍を表す；（ｉｉｉ）水平軸上のヒストグラムの位置は３Ｄ吸収レベルを示す；（ｉｖ）空間−時間−色の吸収は、特定の血行動態、血球数および血液化学について示すことができ、および（ｖ）ヒストグラムをｐ軸（水平軸）に沿って動かすことで末梢心臓脈拍を検出する可能性。

ｄ）抹消脈拍の時間的な波形

式中、Ｐｗ_ｒｇｂ（ｔ）は、検討中の空間的カラープレーンの平均を表し、Ｍは全行を表し、Ｎは全列を表す。Ｍ×Ｎは画像のピクセル解像度である。３つの心拍数脈拍信号を、各空間的カラープレーンを平均することにより使用してもよい。

ｅ）血圧計算の基本原理
２つの要素のウィンドケッセルモデルが以下の常微分方程式（ＯＤＥ）によって与えられる。

方程式１０は、該数式の直接的な解を有する（付属Ａを参照）。

自由積分（ｆｒｅｅ ｉｎｔｅｇｒａｌ）はｔの関数であることに留意されたい。流れＦ（ｔ）＝０であるとき、加えられた指数関数は大動脈の拡張期血圧、すなわち、

を表す。

拡張期血圧、すなわち、方程式１２について実行可能なシナリオはほとんどない。平均的な拡張期血圧は、ｔ＝ｔ_ｄで達成される正の定数であり、式中、ｔ_ｄは、正規化されたＦに対してＦ（ｔ）＝０として考慮され得る、Ｆ（ｔ）の不活発な（ｉｄｌｅ）収縮期血流への下落を表す。言いかえれば、Ｆの極小値はゼロに正規化される。したがって、この場合、Ｐ_ｄ（ｔ）は、安静時（すなわち、不活発な血流（ｉｄｌｅ ｆｌｏｗ））の拡張期血圧を表す正の定数であり、これは、

をもたらす。

ｔ＞ｔ_ｄに関して、拡張期に依存する部分が

に寄与し、その一方で初期の血圧Ｐ（ｔ_ｄ）は、大動脈の拡張期血圧をｔ_ｄで表す。

ウィンドケッセルモデルは定抵抗Ｒ（方程式１０）を仮定する。この仮定は、抵抗が様々な身体の位置および時間にわたって変化し得る、哺乳動物の血圧の場合には適していない可能性がある。この抵抗は血管の局所的な弾性または剛性に強く左右され、血管が最もひどく硬いシナリオにおいてさえも、ある局所的な柔軟性が依然として存在し、したがって機能的な抵抗を生じ得る。

方程式１の時空的抵抗関数は、以下の数式をもたらす。

式中、Ｘ＝（ｘ_１、ｘ_２、ｘ_３）＝（ｘ、ｙ、ｚ）であり、ｃは定数であり、Ｒ（Ｘ，ｔ）は血管、すなわち血管壁の剛性によって引き起こされた抵抗であり、

で、Ｘは体の位置を表す（これは空間のコンポーネントである）。上記のモデルは、場所の変化および時間の変化を考慮している。本発明の目的のために、固定位置Ｘ＝Ｘ_０における時間関数を考慮すると、

であり、式中、Ｇ（ｔ）は１Ｄ時間的抵抗関数（方程式１６）を反映し、すなわち、

である。

方程式１６は、線形順序微分方程式であり、これは

の数式の直接的な解を有する。（詳細な解については付属Ａを参照。）

方程式１６のラプラス領域は以下の数式をとる。

式中、記号「＊」は、ラプラス領域にわたる畳み込みを意味する。ラプラス変換を使用する主な理由は、Ｐ（０）の初期条件に起因する。ラプラス領域を使用すると、血圧を抽出する追加の方法が提供されうるが、ここでは議論しない。

関数的な抵抗（すなわち方程式１６）は、方程式１０に対し、より幅広く考慮を提供しうる。

を関連づけることにより、Ｇ（ｔ）の様々な多項式次数を考慮し、式中、ｔ_ｄ＞０、αおよびＲ_０は定数であり、ｎ＝１、２、３、４、…である。ｎ＝０の場合は方程式９において考慮され、その解が方程式１０で与えられる。ｎ＝１の場合はガウシアン形状の抵抗関数をもたらす。Ｒ_０は時間的な初期抵抗またはベース抵抗の定数とみなされる。この解は以下のモデルをもたらす：

ｋに依存する自由な係数は、係数ｃ_２、すなわちｃ_２＝ｃ_１ｅ ^−ｋの範囲内で積分される。

方程式２１は以下のように推定されうる。

ＦＤは、時間間隔Ｔ＝（ｔ_ｅ−ｔ_ｓ）におけるＦ（ｔ）の拍から拍の体積の変化の近似値を表す。方程式２２は、拍から拍の血圧流のおおまかな評価を提供しうる。図６はこの概念を示す。

図６：本発明の一実施形態によれば、Ｔ_ｓは収縮期の血圧の正規化された開始点を表し、Ｔ_ｄは最大局所収縮期を表し、Ｔ_ｅは収縮期の最終的な正規化された終点を表す。

方程式１８は、ガウシアン形状の抵抗関数の理論的かつ実際的な考察である。他の潜在的な多項式次数または他の抵抗関数を使用することができる。加えて、上記のおおまかな不可欠な近似は容易に改善されうる。実際には、血圧（収縮期および拡張期）を計算するために、追加の情報が必要であり、放射された光、吸収レベル、先験的なデータ情報などを処理するには特定の状態機械が必要である。他の機械は、オシロメトリック血圧と血行動態の流れとの組み合わせを使用しうるが、オシロメトリック血圧は、連続的な血行動態の血圧の推定のための初期血圧および特定の示度を提供しうる。方程式１５は、血管の剛性を考慮する、ウィンドケッセルモデルを拡張したものである。方程式１９、２１および２２は重要な解である。

ｆ）初期血圧
第１の血行動態の血圧測定は重要な測定であり、特別な検討を必要とする。以下のバイオパラメーターのうちの１つ（またはそれ以上）が、初期の血圧の計算、特に、係数αおよびＲ_０の測定において使用される：（ａ）局所組織灌流、（ｂ）局所組織温度、（ｃ）末梢脈拍波形の流れ、（ｄ）吸収レベル、（ｅ）様々な波長で放射された光エネルギー、（ｆ）デバイスの温度、（ｇ）脈拍、など。

上記の点、一時的な血液色素沈着の様々な状況、および事前の考察を考慮する状態機械が、最良の可能な初期血圧測定の測定値を計算するために様々な抵抗パラメーターを決定するために出願人によって使用されている。１つの特定の非限定的な実施形態では、係数αおよびＲ_０の測定に使用される上記のバイオパラメーターのうちの１つ（またはそれ以上）は、例えば、超音波デバイス、温度計、または指上のオキシメーターなどの既知のデバイスからのそのようなバイオパラメーターの連続的なアナログ信号から得られる。あるいは、他の１つの非限定的な実施形態では、ＥＣＧを連続的なアナログ信号を供給するための他のデバイスとして使用することもできるが、この場合、ＥＣＧ波出力の積分を取るなど、データの特定の操作が最初に必要となる。ある実施形態では、身体部分の組織の体積および／または密度、例えば組織の体積を提供する指先の厚さは、超音波デバイスの出力またはヒストグラム自体から得られる。例えば、指先または他の身体部分における血液の血流、例えば体積速度は、超音波デバイスから得られる。アナログ温度は温度計から得られるが、デジタル温度の測定値は光センサーなどの他のソースから得ることができる。

被験体の身体部分の組織の温度が高ければ高いほど、その組織中の血球がより多くなり、従って、第１の（かつその後の）血行動態の血圧測定の信号の精度が良くなるため、この情報は本発明にとって有用である。同様に、（超音波センサーまたは光センサーから得られた）組織の体積および／または密度を知ることにより、第１の（かつその後の）血行動態の血圧測定のより良い信号精度を提供する。

本発明の一実施形態は、組織を有する哺乳動物の被験体の１つ以上の身体の位置での血管の血圧を血行動態的に測定するためのデバイス（１０）である。デバイス（１０）は、光が被験体の身体部分の組織を横断するか、または組織に反射される（または特定の実施形態においてはその両方の組み合わされる）ように、検討中の組織に光を照射するための光源（１６）を含む。光源は、波長が、０．３ミクロンから０．７ミクロンの視界、０．７ミクロンから５ミクロンの近ＩＲ領域、５ミクロンから４０ミクロンの中ＩＲ領域、および、４０ミクロンから３５０ミクロンの遠ＩＲ領域、の範囲のいずれかを有する光を照射するように構成される。

デバイス（１０）はまた、哺乳動物の被験体の組織を横断する、および／またはそこから反射される光を受け取るための、および、経時的な信号を得るための、少なくとも３つの光センサー（２０）のアレイを含む、少なくとも３つのセンサー（２０）を含む。少なくとも３つの光センサー（２０）は、例えば、３つの可視色（例えば、赤、緑、青、または、黄色、マゼンタおよびシアン）のそれぞれについて、組織の一連の時間的なピクセル毎の情報、例えばカラー画像、を受け取るように構成される。一例において、３つの可視色には重複する波長がある。アレイの少なくとも３つの光センサー（２０）の各々は、光検出器であってもよく、有限範囲外で減衰する吸収分散関数を有していてもよい。

少なくとも３つの光センサー（２０）のアレイによって得られた信号は、光の少なくとも２つの波長についての時間的なピクセル毎の情報を含む。場合によっては、（光センサー（２０）のアレイの）センサー（２０）の波長は、光源（１６）の波長と同じであることがあるものの、センサーの波長が必ずしも光源の波長と同じとは限らないことは明白なはずである。例えば、特定の１つの実施形態では、光源（１６）からの光は近ＩＲ領域内で送信され、光センサーは、光が被験体の組織から反射されたかそこを横断した後、視界中の光を感知する。少なくとも３つの光センサー（２０）のアレイによって得られた信号は、経時的に被験体の血管内の血液の流れに対応している。

デバイス（１０）は、少なくとも３つの光センサー（２０）のアレイと任意の追加のアナログセンサーまたは光センサー（２０）とをサポートするための、および、追加のセンサー（２０）の少なくとも１つがアナログである事象において（例えばアナログ−デジタル変換器によって）信号をデジタル形式に変換するための、ハードウェアおよびソフトウェア（まとめて（３０）として示される）を含む。

デバイス（１０）のハードウェアおよびソフトウェア（３０）はまた、波形を有する心拍信号を生成するために、光の少なくとも２つの波長についての時間的なピクセル毎の情報を使用することによって、信号を受信し、かつ連続的な動的血圧の測定値を生成するように構成された処理装置（３０）を含む。心拍信号は血流から得られ、被験体の脈拍を含む（脈拍は数である）。加えて、処理装置（３０）は、血圧が経時的な時空的圧力抵抗関数にも依存するように、修正されたウィンドケッセルモデルを信号に適用するように構成され、ここで経時的な圧力抵抗関数は、経時的な血流の身体位置に依存し、および、ここで、圧力抵抗関数は、与えられた身体位置および与えられた時間における血管の（ｉ）弾性率または（ｉｉ）剛性の少なくとも１つを表す。修正されたウィンドケッセルモデルは、方程式（２３）を介する方程式（１１）、特に方程式（２３）を介する方程式（１５）の議論で詳細に述べられている。例えば、方程式（１５）はウィンドケッセルモデルを拡張したものを提供し、解は方程式（１９）、（２１）および（２２）で提供される。

図１Ｂで示されるように、いくつかの実施形態の処理装置（３０）は、照明を較正すること、装置（１０）内の光センサーおよび他のセンサーを含むセンサーを構成すること、ピクセル情報を取得すること、画像を処理すること、および血圧のような臨床的パラメーターを抽出すること、を含みうる特定の機能を実行するためにデジタル信号処理（ＤＳＰ）を使用しうる、医療サブシステムを有する。処理装置（３０）のさらなるセクションは、マイクロコントローラがユーザーインタフェースを提供し、プロセス管理、内部記憶装置および電力管理を実行する制御サブシステムを有してもよい。ディスプレイは、図１Ａのデバイス（１０）の正面（ｆａｃａｄｅ）で示される。

いくつかの実施形態では、処理装置（３０）は、与えられた時間当たりのアレイのピクセル毎の情報を平均することによって、血流からの心拍信号（すなわち、波形を有する心拍信号であって、信号は被験体の脈拍を含む）を生成するように構成される。いくつかの実施形態では、処理装置（３０）は、（ｉ）少なくとも２つの波長の各波長についての光強度の時間的ヒストグラム、（ｉｉ）与えられた時間当たりのアレイのピクセル毎の情報の平均、および、（ｉｉｉ）ピクセル情報を使用して１つ以上の代数演算の実行、の少なくとも一つを生成するために、光の少なくとも２つの波長について時間的なピクセル毎の情報を使用するように構成される。

いくつかの実施形態では、処理装置（３０）は、少なくとも２つの波長の各波長についての光強度の時間的ヒストグラムを生成するために、光の少なくとも２つの波長についての時間的なピクセル毎の情報を使用するように構成される。

いくつかの実施形態では、処理装置（３０）は、例えばピクセル情報の平均または比を生成するために、時間的なピクセル毎の情報に関する代数演算を実行するように構成されている。

いくつかの実施形態では、信号が経時的に得られる中で、少なくとも３つの光センサーのアレイおよび／または１つ以上の追加のセンサーは、信号を得るようにも構成され、かつ、処理装置は、信号を受信するようにも構成され、血圧測定値の精度を高めるために、（ａ）光センサーを用いる局所組織灌流、（ｂ）光センサーまたは温度計を用いる局所組織温度、（ｃ）少なくとも１つの光センサーまたは超音波センサー２０Ｕが使用されている身体位置Ｘ_０における血液組織の体積および密度、の少なくとも１つを処理するようにも構成されている。特定の実施形態では、信号が経時的に得られる中で、少なくとも３つの光センサーのアレイおよび／または１つ以上の追加のセンサーは、信号を得るようにも構成され、かつ、処理装置は、信号を受信するようにも構成され、血圧測定値の精度を高めるために、（ａ）光センサーを用いる局所組織灌流、（ｂ）光センサーまたは温度計を用いる局所組織温度、（ｃ）少なくとも１つの光センサーまたは超音波センサー２０Ｕが使用されている身体位置Ｘ_０における血液組織の体積および密度、の少なくとも２つを処理するようにも構成されている。特定の実施形態では、信号が経時的に得られる中で、少なくとも３つの光センサーのアレイおよび／または１つ以上の追加のセンサーは、信号を得るようにも構成され、かつ、処理装置は、信号を受信するようにも構成され、血圧測定値の精度を高めるために、（ａ）光センサーを用いる局所組織灌流、（ｂ）光センサーまたは温度計を用いる局所組織温度（２０Ｔ）および、（ｃ）少なくとも１つの光センサーまたは超音波センサー（２０Ｕ）が使用されている身体位置Ｘ_０における血液組織の体積および密度、のすべてを処理するようにも構成されている。

従って、デバイス（１０）は、３つ以上の光センサーに加えて、初期血圧測定値の精度を改善することを含む、血圧測定値の精度を改善するのに有用な特定のアナログセンサー（２０）を含むことができる。しかしながら、３つの光センサー（２０）のアレイによって、および／または追加の光センサー（２０）によって、血圧測定値の精度を向上させるための追加の情報を代わりに提供することができる。ある実施形態では、処理装置（３０）は、

の数式の抵抗式（２１）を用いて、血行動態の血圧測定値（いくつかの非限定的な場合、これは初期または第２または第３の血行動態の血圧測定値である）を判定するように構成されており、式中ｔ_ｄ＞０であり、αおよびＲ_０は定数であり、ｎ＝０、１、２、３、４…である。

いくつかの実施形態では、デバイス（１０）は、局所的な位置Ｘ_０での血管の組織で超音波を放射して受信するように、および、（ａ）特定の身体位置における組織の体積および／または密度と、（ｂ）組織内の血流の体積速度と、に対応する１つ以上の信号を生成するように構成される超音波コンポーネント（これは１つ以上の追加のセンサー（２０）の１つを含むアナログセンサーである）を含み、ここで、処理装置は、特に限定されないが、初期血圧測定値を推定することによって血圧測定値の精度を上昇させるために超音波コンポーネント（２０Ｕ）からの出力を受け取るように構成されている。

特定の実施形態では、例えば図２に示されるように、少なくとも３つのセンサー（２０）は、少なくとも３つの光センサー（２０）のアレイ、超音波センサー（２０Ｕ）および温度計（２０Ｔ）を含んでいる。温度計（２０Ｔ）は、局所的な組織温度を測定するための温度計を含むことができ、これは、光学温度計またはアナログ温度計（２０Ｔ）であり得る。

いくつかの実施形態では、デバイス（１０）は、血液が哺乳動物の被験体の身体を流れると血圧を得るように構成されているが、特定の他の実施形態では、デバイス（１０）の処理装置（３０）は哺乳動物の被験体の、特定の身体位置Ｘ_０で血圧を提供するように構成される。この場合、圧力抵抗関数は、特定の身体位置Ｘ_０における血管の抵抗および／または弾性率を、経時的に測定する時空的関数である。

ｇ）フィードバック
フィードバック機構は、拍から拍の流れ（ｂｅａｔ２ｂｅａｔ ｆｌｏｗ）中に圧力流のよりよい制御を可能にする。特定の実施形態では、図７に示されるように、フィードバック機械は以下の構造を有する。

付属Ａ

式中、ｃは定数であるとする。

と定義する。
次に、

方程式（１）にΦ（ｔ）を乗算し、および、（３）および（４）を考慮して、

を得、式中、Ｌは定数である。
（５）から、

であると結論付ける。

であり、式中Ｒは定抵抗である場合、方程式６は以下の数式を得る。

臨床試験の結果および考察
ＴｅｎｓｏｒＴｉｐデバイス（１０）および血行動態の血圧を計算するための数学的モデルを利用するその方法は、種々の臨床試験に供された。ポストマーケティング（Ｐｏｓｔ ｍａｒｋｅｔｉｎｇ）が実行された。最初の臨床試験は、Ｃａｒｍｅｌ ａｎｄ Ｌｉｎ Ｄａｙｃａｒｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｅｎｔｅｒｓ（イスラエル、ハイファ）で、肝臓および糖尿病のデイケアクリニックや健康的な参加者からの外来患者に対して実施された。結果は、手動および自動のアームカフ血圧測定と比較された。追加の試験は、アメリカ、ニュージャージーにあるＭｏｒｒｉｓｔｏｗｎ Ｍｅｍｏｒｉａｌ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｅｎｔｅｒ（ＭＭＭＣ）で実施された。この試験は、ＩＣＵ（集中治療室）で心臓手術後に回復した患者についてインライン血圧センサーと比較して実施された。合計１１８名がこれらの２つの試験に参加し、合計６０３回の測定値を得た。ＭＭＭＣでの試験では、６４人の患者から３３０回の測定を行ったが、Ｃａｒｍｅｌ＆Ｌｉｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｅｎｔｅｒでの試験では、５４人の参加者から２７３回の測定を行った。

試験環境条件は、Ｃａｒｍｅｌ＆Ｌｉｎ Ｍｅｄｉｃａｌの臨床試験の参加者から、室内で、通常の室温で、および着座姿勢であることが求められた。この研究において、各参加者から３つのアームカフ基準測定値をとった。基準となるデバイスには、２つの自動オシロメトリック血圧モニターと１つの手動オシロメトリック血圧モニターが含まれていた。基準とＴｅｎｓｏｒＴｉｐ ＭＴＸの間で最も合理的な結果が検討された。

ＭＭＭＣでの試験では、患者を、集中治療室（ＩＣＵ）にて、その機器および経験豊富な救命看護師によりモニタリングした。測定値をＴｅｎｓｏｒＴｉｐ ＭＴＸによって取り、安定したインライン血行動態のモニターと比較した。ＴｅｎｓｏｒＴｉｐ ＭＴＸ測定値を、インラインの動脈管測定値と比較した。ＭＭＭＣでの試験では、少数の試験（〜７．５％）をＴｅｎｓｏｒＴｉｐデバイスで評価することができなかったことに言及しなければならない。これは、心臓手術後の局所的な低体温状態に関連しており、指先の低灌流による低血圧を生じたと推定された。

図８は、２つの異なる臨床試験におけるＴｅｎｓｏｒＴｉｐと基準測定値との間の収縮期および拡張期の血圧測定値の比較を示す。ＭＭＭＣでの試験については、基準となる血行動態の測定値の平均は、収縮期血圧および拡張期血圧についてそれぞれ１０７．７６および５６．２２ｍｍＨｇであった。ＴｅｎｓｏｒＴｉｐについては、収縮期血圧および拡張期血圧についてそれぞれ平均は１００．７１および５５．１８ｍｍＨｇであった。その結果、標準偏差（ＳＤ）は、収縮期血圧については７．９ｍｍＨｇであり、拡張期血圧については７．５ｍｍＨｇであった。Ｌｉｎ＆Ｃａｒｍｅｌ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｅｎｔｅｒでの試験では、基準の平均値は、収縮期血圧および拡張期血圧について相当するものとして１３１．２３および７６．５１ｍｍＨｇであった。ＴｅｎｓｏｒＴｉｐの場合、平均は、それぞれ収縮期血圧および拡張期血圧はそれぞれ１３１．８０および７６．１６ｍｍＨｇであった。したがって、ＳＤは収縮期血圧については５．５ｍｍＨｇ、拡張期血圧については４．７ｍｍＨｇであった。最も満足できる基準が選択されたと述べなければならない。したがって、血圧測定値については、平均のエラー絶対値は収縮期および拡張期では｜８ｍｍＨｇ｜より高くはない。これは、ＴｅｎｓｏｒＴｉｐ血圧測定値がＩＳＯ ８１０６０−２認証された標準要件を満たしていることを意味する。

上述のように、ＴｅｎｓｏｒＴｉｐデバイスはいくつかの血行動態のパラメーターを測定することができる；それらの中には、血圧および平均動脈圧（ＭＡＰ）がある。図９に例示するように、取得した値がデバイスのスクリーンに表示される。左に示された数は測定された脈拍を表し；中央の数は血圧を示し；右の数はＳｐＯ２を意味する。追加のバイオパラメーターは、Ｈｂ、Ｈｃｔ、Ｃ．Ｏ、ＳＶなどのデバイスの次のスクリーンに表示される。図９は末梢脈拍波形である。

図１０は、ゼロに正規化された、計算されたＰ（ｔ）圧力波形を示す。最大振幅は最大収縮期のピークを表し、これは最大拡張期振幅ということも表す最小収縮期振幅によって示されるグラフ勾配上の点に達するまで減少する。その点から、振幅はゼロに正規化された最小拡張期振幅に達するまで減少する。拡張期のベース圧力はＰ（ｔ）曲線から検出される。

図１１は、収縮期および拡張期の振幅の様々な測定値を表示する。左の図は、比較的高い収縮期および拡張期の血圧Ｐ（ｔ）波形を示し、一方、中央の図は、低い拡張期血圧および心拍出量を示す。右の図は、心拍出量が比較的改善した、かなり正常な拡張期血圧を示している。図１１：左の画像は、比較的高い収縮期および拡張期の血圧波形を示す。図１１の中央の図は、拡張期血圧および心拍出量が比較的低いことを示し、一方、右側の画像は、拡張期血圧が比較的正常であり、中央および左側の画像と比較して心臓出力が比較的改善されていることを示している。

図１２は、ノイズの多い入力信号に起因する３つの異なるタイプのノイズの多い圧力波形Ｐ（ｔ）を示す。これらのノイズの多い信号は、低体温（すなわち、冷たい指）または低血液灌流から生じ得る。

ガイザー（Ｇｅｙｓｅｒ）
出願人は、調査している間、「ガイザー」と名付けられた時間的色ヒストグラムの現象を発見した。この時間的色ヒストグラムの少なくとも１つの比較的高い周期的な時間的なピークは「ガイザー」と呼ばれた。図１３では、青色ヒストグラムの突出を特定することができる。突出は他の色へシフトすることがある。突出が周期的であり（どの色であれ、それ自体を繰り返す）、心臓によって引き起こされる通常の突出と比べて比較的高い場合、この突出を「ガイザー」と見なす。出願人が見つけたのは、すべての被験体にこの「ガイザー」現象があるとは限らないということである。一部の人については、ガイザーを特定し、他の人については単に普通の突出を特定しただけである。この特定は有用であり、これはガイザーまたは欠如が異常な潜在的活動を示すようなものであることがある。これを判定するためにはさらなる研究が必要である。図１３Ａ：（左）拡張期血圧流から生じる正常なヒストグラム体積を示す。図１３Ｂ：（中間）収縮期の上昇により、体積が増加していることを示す；図１３Ｃ：（右）青いピークで提示される、「ガイザー」と名付けられた収縮期血圧の突出を示す。図１３Ａ−１３Ｃは白黒であるので、分かりやすくするために、図１３Ａ、図１３Ｂおよび図１３Ｃの各図において、各図の左から右に、それぞれのヒストグラムプロットが青、次に緑、そして赤であることに留意されたい。

本発明の１つの実施形態は、組織を有する哺乳動物の被験体の１つ以上の身体の位置での血管の血圧を血行動態的に測定するための方法（１００）であって、該方法は検討中の組織に光を照射する光源を使用する工程（１１０）を含む。さらなる工程（１２０）は、組織を横断した、および／またはそこから反射された光を受けるための、および、経時的な信号を得るための、少なくとも３つの光センサーのアレイを含む、少なくとも３つのセンサーを提供する工程であり、ここで、センサーのアレイによって得られた信号は、光の少なくとも二つの波長についての時間的なピクセル毎の情報を含み、信号は経時的な被験体の血管内の血液の流れに対応している。さらなる工程（１３０）は、少なくとも３つのセンサーをサポートするための、および、少なくとも３つのセンサーの少なくとも１つがアナログである事象において信号をデジタル形式に変換するための、ハードウェアおよびソフトウェアを提供する工程である。なおさらなる工程（１４０）は、血流から心拍信号を生成するために、光の少なくとも２つの波長についての時間的なピクセル毎の情報を使用することによって、および、血圧が経時的な時空的圧力抵抗関数にも依存するように、修正されたウィンドケッセルモデルを信号に適用することによって、信号を受信し、かつ連続的な動的血圧の測定値を生成するように構成された処理装置を提供し、ここで、経時的な圧力抵抗関数は経時的な血流の身体位置に依存し、および、ここで、圧力抵抗関数は、与えられた身体位置および与えられた時間における血管の（ｉ）弾性率、（ｉｉ）剛性、または（ｉｉｉ）弾性率および剛性、を表す、工程である。

該方法のいくつかの実施形態では、波長が０．３ミクロンから０．７ミクロンの視界、０．７ミクロンから５ミクロンの近ＩＲ領域、５ミクロンから４０ミクロンの中ＩＲ領域、および、４０ミクロンから３５０ミクロンの遠ＩＲ領域、の範囲のいずれかを有する光を光源に照射させる工程が存在する。該方法のいくつかの実施形態では、処理装置は、与えられた時間当たりのアレイのピクセル毎の情報を平均することによって、血流からの心拍信号を生成するように構成される。該方法のいくつかの実施形態では、処理装置は、

の数式の抵抗式（２１）を用いて血行動態の血圧測定値を判定するように構成されており、式中ｔ_ｄ＞０であり、αおよびＲ_０は定数であり、ｎ＝０、１、２、３、４…である。該方法のいくつかの実施形態において、信号が経時的に得られる中で、少なくとも３つの光センサーのアレイおよび／または１つ以上の追加のセンサーに、信号を得させ、かつ、処理装置に、信号を受信させ、血圧測定値の精度を高めるために、（ａ）光センサーを用いる局所組織灌流、（ｂ）光センサーまたは温度計を用いる局所組織温度、（ｃ）少なくとも１つの光センサーまたは超音波センサー２０Ｕが使用されている身体位置Ｘ_０における血液組織の体積および密度、少なくとも１つ（または少なくとも２つ、または３つ全て）を、を処理させることを含む、工程が存在する。

該方法のいくつかの実施形態において、処理装置に、哺乳動物の被験体の特定の身体位置Ｘ_０で血圧を提供させ、ここで該圧力抵抗関数は、特定の身体位置Ｘ_０における血管の抵抗および／または弾性率を経時的に測定する時空的関数である、工程が存在する。該方法のいくつかの実施形態において、超音波コンポーネントを使用して、局所的な位置Ｘ_０における血管の組織で超音波を放射し受信し、および、（ａ）特定の身体位置における組織の体積および／または密度と、（ｂ）組織内の血流の体積速度と、に対応する１つ以上の信号を生成し、ここで、該処理装置は、初期血圧測定値を推定することによって血圧測定値の精度を向上させるために超音波コンポーネントからの出力を受け取るように構成されている、工程が存在する。

該方法のいくつかの実施形態において、処理装置に、（ｉ）少なくとも２つの波長の各波長についての光強度の時間的ヒストグラム、および、（ｉｉ）与えられた時間当たりのアレイのピクセル毎の情報の平均、の少なくとも一つを生成するために、光の少なくとも２つの波長について時間的なピクセル毎の情報を使用させる、工程が存在する。該方法の他のいくつかの実施形態において、処理装置に、少なくとも２つの波長の各波長についての光強度の時間的ヒストグラムを生成するために、光の少なくとも２つの波長についての時間的なピクセル毎の情報を使用させる、工程が存在する。該方法の他のいくつかの実施形態では、光の少なくとも２つの波長についての時間的なピクセル毎の情報に対し、処理装置に代数演算を適用させる工程が存在する。

本発明は限られた数の実施形態に関して記載されているが、多くの改良、修正、および本発明の他の適用がなされてもよいことが企図されよう。したがって、以下の特許請求の範囲に詳述されているような請求項に係る発明は、本明細書に記載の実施形態に限定されない。

Claims (15)

1. 組織を有する哺乳動物の被験体の１つ以上の身体位置で血管中の血圧を血行動態的に測定するためのデバイスであって、該デバイスは、
   検討中の組織に光を照射するための光源；
   組織から横断した及び／又は反射された光を受けるための及び経時的に信号を得るための、少なくとも３つの光センサーのアレイを含む、少なくとも３つのセンサーであって、センサーのアレイによって得られた信号が、光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を含み、信号が、経時的な被験体の血管内の血液の流れに対応している、少なくとも３つのセンサー；および
   少なくとも３つのセンサーをサポートするための及び少なくとも３つのセンサーの少なくとも１つがアナログであるという事象において信号をデジタル形式に変換するための、ハードウェアおよびソフトウェアを含み、ハードウェアおよびソフトウェアは、血流から心拍信号を生成するために光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を使用することによって、および血圧がまた経時的に時空的圧力抵抗関数に依存するように、修正されたウィンドケッセルモデルを信号に適用することによって、信号を受信する及び連続的な動的血圧測定値を生成するように構成された処理装置も含み、
   ここで、経時的な時空的圧力抵抗関数は、経時的な血流の身体位置に依存し、与えられた身体位置および与えられた時間での血管の（ｉ）弾性率、（ｉｉ）剛性、または（ｉｉｉ）弾性率と剛性を表わす、デバイス。
2. 光源は、波長が以下の範囲：０．３ミクロンから０．７ミクロンの視界、０．７ミクロンから５ミクロンの近ＩＲ領域、５ミクロンから４０ミクロンの中ＩＲ領域、および４０ミクロンから３５０ミクロンの遠ＩＲ領域のいずれかを有している光を照射するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
3. 処理装置が、与えられた時間毎のアレイの時間的なピクセル毎の情報を平均することによって心拍信号を生成するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
4. 処理装置が、数式：
   

   

   の抵抗式（２１）を使用して、血行動態の血圧測定を判定するように構成されており、式中、ｔ_ｄ＞０である場合、αおよびＲ_０は定数であり、ｎ＝０、１、２、３、４．．．である、請求項１に記載のデバイス。
5. 信号が経時的に得られる中で、少なくとも３つの光センサーのアレイ及び／又は１つ以上の追加のセンサーは、信号を得るようにも構成されており、処理装置は、信号を受信するようにも構成されており、血圧測定値の精度の上昇のために、以下の（ａ）光センサーを使用する局所組織灌流、（ｂ）光センサーまたは温度計を使用する局所組織温度、および（ｃ）少なくとも１つの光センサーまたは超音波センサーが使用される身体位置Ｘ_０における血液組織の体積および密度、の少なくとも１つを処理するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
6. 信号が経時的に得られる中で、少なくとも３つの光センサーのアレイ及び／又は１つ以上の追加のセンサーは、信号を得るようにも構成されており、処理装置は、信号を受信するようにも構成されており、血圧測定値の精度の上昇のために、以下の（ａ）光センサーを使用する局所組織灌流、（ｂ）光センサーまたは温度計を使用する局所組織温度、および（ｃ）少なくとも１つの光センサーまたは超音波センサーが使用される身体位置Ｘ_０における血液組織の体積および密度、の少なくとも２つを処理するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
7. 信号が経時的に得られる中で、少なくとも３つの光センサーのアレイ及び／又は１つ以上の追加のセンサーは、信号を得るようにも構成されており、処理装置は、信号を受信するようにも構成されており、血圧測定値の精度の上昇のために、以下の（ａ）光センサーを使用する局所組織灌流、（ｂ）光センサーまたは温度計を使用する局所組織温度、および（ｃ）少なくとも１つの光センサーまたは超音波センサーが使用される身体位置Ｘ_０における血液組織の体積および密度、のすべてを処理するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
8. 処理装置は、哺乳動物の被験体の特定の身体位置Ｘ_０で血圧を提供するように構成されており、ここで、時空的圧力抵抗関数は、経時的に、特定の身体位置Ｘ_０での血管の抵抗または弾性率を測定する時空的関数である、請求項１に記載のデバイス。
9. 局所位置Ｘ_０において血管の組織で超音波を放射する且つ受けるように、および（ａ）特定の身体位置での組織の体積及び／又は密度および（ｂ）組織内の血流の体積速度に対応する１つ以上の信号を生成するように構成された超音波コンポーネントをさらに含み、ここで、処理装置が、初期の血圧測定値を推定することによって血圧測定値の精度を上昇させるために、超音波コンポーネントからの出力を受信するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
10. 処理装置は、（ｉ）少なくとも２つの波長の各波長に対する光強度の時間的ヒストグラムおよび（ｉｉ）与えられた時間毎のアレイの時間的なピクセル毎の情報の平均の少なくとも１つを生成するために、光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を使用するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
11. 処理装置は、少なくとも２つの波長の各波長に対する光強度の時間的ヒストグラムを生成するために、光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を使用するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
12. 処理装置は、光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報に代数演算を適用するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
13. 組織を有する哺乳動物の被験体の１つ以上の身体位置で血管中の血圧を血行動態的に測定する方法であって、該方法は、
    光源を使用して、検討中の組織に光を照射する工程；
    組織から横断した及び／又は反射された光を受けるための及び経時的に信号を得るための、少なくとも３つの光センサーのアレイを含む、少なくとも３つのセンサーを提供する工程であって、センサーのアレイによって得られた信号が、光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を含み、信号が、経時的な被験体の血管内の血液の流れに対応している、工程；
    少なくとも３つのセンサーをサポートするための及び少なくとも３つのセンサーの少なくとも１つがアナログであるという事象において信号をデジタル形式に変換するためのハードウェアおよびソフトウェアを提供する工程；および
    血流から心拍信号を生成するために光の少なくとも２つの波長に関する時間的なピクセル毎の情報を使用することによって、および血圧がまた経時的に時空的圧力抵抗関数に依存するように、修正されたウィンドケッセルモデルを信号に適用することによって、信号を受信する及び連続的な動的血圧測定値を生成するように構成された処理装置を提供する工程を含み、
    ここで、経時的な時空的圧力抵抗関数は、経時的な血流の身体位置に依存し、与えられた身体位置および与えられた時間での血管の（ｉ）弾性率、（ｉｉ）剛性、または（ｉｉｉ）弾性率と剛性を表わす、方法。
14. 信号が経時的に得られる中で、少なくとも３つの光センサーのアレイ及び／又は１つ以上の追加のセンサーが信号を得るようにさせる、および処理装置が、信号を受信するようにさせ、血圧測定値の精度の上昇のために、以下の（ａ）光センサーを使用する局所組織灌流、（ｂ）光センサーまたは温度計を使用する局所組織温度、および（ｃ）少なくとも１つの光センサーまたは超音波センサーが使用される身体位置Ｘ_０における血液組織の体積および密度、の少なくとも１つを処理するようにさせる工程をさらに含む、請求項１３に記載の方法。
15. 処理装置が、数式：
    

    

    の抵抗式（２１）を使用して、血行動態の血圧測定を判定するようにさせる工程をさらに含み、式中、ｔ_ｄ＞０である場合、αおよびＲ_０は定数であり、ｎ＝０、１、２、３、４．．．である、請求項１３に記載の方法。

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