JP2003532475A

JP2003532475A - 光学センサーから血圧データを得る方法

Info

Publication number: JP2003532475A
Application number: JP2001581677A
Authority: JP
Inventors: モハマドカーイル; サルヴァドールロペス; リチャードング; サンジャーゲーム; ウィリアムオルソン
Original assignee: Motorola Inc
Current assignee: Motorola Solutions Inc
Priority date: 2000-05-10
Filing date: 2001-05-10
Publication date: 2003-11-05
Also published as: AU6140601A; AU767347B2; WO2001085014A3; EP1211974A4; CA2379131A1; WO2001085014A2; EP1211974A2; MXPA02000368A; US6475153B1; CA2379131C

Abstract

(57)【要約】光センサー（１２）は、手首領域の橈骨動脈の付近などの患者の体表の２次元画像を得ることにより、血圧データを生成する。患者の血流により、抑えつけ圧を加えながら患者に押圧付与された可撓性のある反射表面（１４）から光が反射され、光の散乱が光検出素子（１８）の２次元配列（１７）で検知される。心収縮期の事象と心弛緩期の事象との期間中の光検出素子の出力は、従来の空気カフス型血圧計で遂行された既知の血圧測定値と突き合せて較正される。出力信号と血圧との間の線形較正関係（図２５）は、或る組の光検出素子についての較正期間中に獲得される。血圧データが患者から得られると、出力信号と血圧との間の線形較正関係はその組の光検出素子からの出力信号に適用されて、血圧データを生じる結果となる。この方法は、抑え付け圧と患者に対する光センサーの並進運動または回転運動との変化を補償する。この方法を実施するのに使用するための好ましい光センサー較正も本明細書中に記載されている。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】（関連特許出願）本願は、同一発明者によって本願と同時に出願された特許出願“OPTICAL NONI
NVASIVE BLOOD PRESSURE SENSOR AND METHOD,”に関連している。（発明の分野）本発明は、一般的には血圧の測定に使用されるデバイスの分野に関する。詳述
すれば、本発明は、非侵入的光学センサーを使用して、患者から連続的に血圧デ
ータ、及び、パルス圧、パルスレート及び動脈コンプライアンスのような関連し
た情報を得る方法に関する。

【０００２】（従来の技術）従来から、例えば麻酔中に血圧を連続して監視するための非侵入性システムが
存在する。代表的な特許は、Shinodaらの米国特許第5,165,416号、Erkeleらの米
国特許第4,802,488号及び同第4,799,491号、Jonesらの米国特許第5,140,990号、
Jacksonらの米国特許第5,485,848号、及びPytelらの米国特許第5,195,522号を含
む。血圧データを取得するための手段として光センサを使用することも公知であ
る。Butterfieldらの米国特許第5,908,027号、同第5,158,091号、同第5,261,412
号、及び同第5,273,046号、Cerwinの米国特許第5,984,874号、及びTenerzらの米
国特許第5,018,529号を参照されたい。

【０００３】従来技術の機械的センサは、一般に、変換器変化を検出することによって血圧
を測定する。これらの変換器変化は、搏動中に、皮膚表面において測定される外
力の検出された変化に比例する。これらのセンサは機械的部品に依存し、従って
部品の運動に起因して破損し易く、サイズが大きいので患者の皮膚上にそれを取
付けるためにはより多くのスペースを必要とする。それらは典型的には実際のサ
イズが大きい。これらのセンサは、単一のセンサとして使用されるか、またはセ
ンサのアレイとして使用され、その中の１つ（最高の信号強度を有するセンサ）
だけが測定のために選択される。これらのセンサは皮膚上の小さい表面積をカバ
ーするだけであり、従って始めに動脈のトップにセンサを正確に配置することに
極めて鋭敏である。またこれらは運動または偶発的な小さい再位置決めにも鋭敏
である。これは、典型的には全ての較正を無効にし、空気加圧帯圧力参照を用い
てシステムを再較正する必要性をもたらす。センサ配置の小さい位置変化を補償
するための補正用フィードバックメカニズムは、単点または単一センサ測定に依
存しているために不可能である。更に、低レベル信号強度における血圧変化に対
するこれらのセンサの分解能は、正確な結果を得るためには十分ではない。他の
センサは、それらが低感度であるので、より強い信号強度を得るためにはより高
い抑えつけ圧力（ＨＤＰ）値を典型的に必要とする。これらも、抑えつけ圧力の
小さい変動を補償するための補正用フィードバックメカニズムを提供せず、新し
い抑えつけ圧力値におけるセンサの再較正を必要とすることが多い。

【０００４】オムロン製モデルHEM-609のようなポータブルオシロメトリック手首取付型血
圧デバイスも存在しているが、これらは血圧を連続的に監視するように意図され
たものではない。オシロメトリック方法は、患者を安静な状態にし、患者の収縮
期血圧より高い加圧帯圧力をデバイスによって加える（動脈内の循環を一時的に
遮断し、苦痛を与える）必要がある。

【０００５】スペースラブのモジュラーデジタルテレメトリシステムは、非侵入性血圧デー
タを中央コンピュータへ無線送信するための歩行血圧（ＡＢＰ）オプションを提
供するが、これはトノメトリック光血圧モニタであり、送信専用である。

【０００６】前記 Butterfieldらの '027号特許は、一次元光センサアレイを非侵襲的に使
用してトノメトリック血圧を測定するためのデバイス及び技術を開示している。
上記 '027号特許に使用されているセンサは、Butterfieldらの米国特許第5,158,
091号にも開示されている。アレイは、動脈の脈動に応答してたわむ感熱ダイア
フラムである半導体から反射した光放射（即ち、光）を検出する。ダイアフラム
の熱特性は、その表面がどのようにたわむかに影響を与える。これらの熱特性は
較正係数と組合わされ、測定されたたわみをｍｍＨｇ血圧値にマッピングするた
めに使用される。較正手順は、ａ）ダイアフラムの熱的な加熱、ｂ）下側に位置
する動脈の最適対非最適圧平（applanation）状態の較正、及び、ｃ）測定され
たセンサ出力信号を血圧に対応付ける較正係数を求めることができるように、ダ
イアフラムのたわみ可能な部分及びたわみ不能部分を補償すること、を含むこれ
らの熱特性を考慮に入れる必要がある。

【０００７】本発明は、従来技術において提唱されている型のセンサを実質的に改善するも
のと信ずる。センサ自体は、熱的な考察に依存しない。本センサのダイアフラム
または反射性表面は、その表面上の如何なる入力応力にも応答する。更に、適切
に較正するのに、圧平状態の正確な先験的知識は必要としない。

【０００８】更に、血圧を測定するために、センサは標準の、普通の空気加圧帯に対して較
正される。較正手順は、体重、サイズ、皮膚の厚み、動脈の深さ、動脈壁の硬さ
及びコンプライアンス、体脂肪等のような患者のアナトミ及び生理学的パラメー
タに固有の変化を自動的に補償する。センサを既知の血圧（空気加圧帯システム
を使用するような）に対して較正する場合、これらの全ての詳細な変数は、セン
サを較正するプロセスにおいて個々に、及びまとめて積分され、線形化される。
換言すれば、較正プロセスは個々の患者のアナトミに対してカストマイズされる
のである。従って、本発明のセンサ及び方法は、より正確な結果を発生する。

【０００９】前記 027号特許には、一次元の行に配列されている１組の検出器が記載されて
いる。画像処理技術は、検出器の配列のフォーマットに特定的に適用可能ではな
い。これに対して本発明のセンサ及び方法は、感光素子の二次元アレイを使用し
ており、このアレイは、下側に位置する皮膚表面の搏動による変動のディジタル
化された二次元画像を発生できる。素子の数及び密度はかなり高い。従って、ア
レイは、センサの並進または回転を検出する画像変換アルゴリズムを含む画像処
理技術を使用して処理することができる画像を発生する。画像処理方法は、セン
サの出力を濾波し、較正し、追跡し、そしてエラー修正するためにも使用するこ
とができる。

【００１０】前記 027号特許は、皮膚組織の表面上にセンサを機械的に押しつけ、最適の動
脈圧平を得るために使用される力を調整する手段を構成している機械的アセンブ
リを必要とする。本発明は、動脈の最適圧平を達成するように適切な位置決め及
び調整を行うこのような応力感知機械的アセンブリを必要としない。センサが要
求するのは、測定可能な抑えつけ圧力をセンサに印加して較正を目的とする測定
可能な結果を発生させることである。抑えつけ圧力は、例えば腕時計のバンドに
センサを取付けることによって発生させることができる。更に、センサ及び本発
明の方法は、抑えつけ圧力の初期値または較正値と、後刻血圧データが得られた
時の抑えつけの値との間の抑えつけ圧力の変化を補償する。

【００１１】（発明の概要）第１の局面では、患者の肉体に押圧設置された光学血圧センサーを利用して患
者から血圧データを得る方法が提示されている。センサーは、患者の肉体表面の
画像データを得る感光素子の２次元配列を備えている。特に、配列は、患者の肉
体に押圧設置された可撓性のある反射表面から反射された光放射（すなわち、光
）を検出すること等によって、動脈血流のせいである患者の肉体の動揺の画像を
生成する。光散乱パターンが２次元画像として記録される。次いで、画像はディ
ジタル処理されて、本発明の方法に従って処理される。

【００１２】この方法は、光センサーを較正する第１の工程を含んでいる。橈骨動脈に近接
した患者の手首領域のような患者の肉体の一部の第１のディジタル化２次元較正
画像が、光センサーにより得られる。画像を獲得しながら、従来の空気カフス型
血圧計などを利用することにより、患者の血圧測定が遂行される。血圧測定は、
１個の感光素子または１群の感光素子のような第１の画像の少なくとも１部と比
較され、それにより、第１の画像の選択された部分（すなわち、画像の選択され
た部分に対応する感光素子ごとのディジタル化出力信号）と血圧測定との間の較
正関係を得る。多数の較正画像が心収縮期の事象と心弛緩期の事象の両方につい
て得られるとともに、１組の画像ごとに、出力信号と血圧測定との間の比較が実
施されるのが好ましい。血圧と出力信号との間で最適な一次多項式的関係を見出
すことにより、一層正確な較正関係に到達する。

【００１３】センサーは、このように較正されれば、その時点で、患者から血圧データを得
るために使用する準備ができている。患者の肉体の選択された部分の第２のディ
ジタル化２次元画像は、患者から血圧データが求められている期間中に得られる
。次いで、第１の画像（１群の、または、１個の感光素子）の選択された部分に
ついて得られた較正関係が第２の画像、すなわち、選択された１個または１組の
感光素子の対応する部分に適用される。このようにして、血圧データは、較正関
係を第２の画像の対応部分に適用することから得られる。血圧が同一である場合
には、較正画像と第２の画像との選択された部分についてのディジタル化出力信
号は同一であると予測されることになり、それゆえに、センサーは血圧データを
同一であると報告することになる。出力信号が第２の画像については異なってい
る場合には、較正関係によって与えられるような線形スケーリングが実施される
。このようにして、血圧データは、第２の画像の選択された部分に適用されたス
ケール処理後の較正関係から得られる。

【００１４】好ましい実施形態では、較正画像（単数または複数）の選択された部分は、実
質的に同一の画像強度値を有している、１つの曲線をなぞる複数位置すなわち１
組の複数位置を含んでおり、較正関係はこの曲線について得られる。代替例とし
て、較正画像の選択された部分は上述の画像の１個の位置であってもよく、すな
わち、１個の光検出素子であってもよい。較正関係は１個の光検出素子ごとに得
られる。次に、１個の光検出素子ごとに得られた較正関係が第２画像についての
同一光検出装置の出力に適用される。代替例として、較正画像の選択された部分
は、実質的に異なる画像強度値を有している第１の画像中の１組の複数位置（す
なわち、１組の複数光検出素子）から較正されていてもよい。較正関係は、この
組の複数位置について得られるとともに、第２の画像に由来する１組の光検出素
子からの出力信号に適用され、その結果を平均化して血圧データを得る。

【００１５】本発明はまた、光センサーと患者との間に付与される抑えつけ圧の変化を補償
する能力についても斟酌しており、というのも、かかる変化が配列により生成さ
れる画像に影響を及ぼすことがあるからである。従って、本発明の方法は、較正
期間中に付与されている第１の抑えつけ圧を測定する工程と、第２の画像を得る
期間中に第２の抑えつけ圧を測定する工程と、第１の抑えつけ圧を第２の抑えつ
け圧と比較する工程とを更に含んでいる。第２の抑えつけ圧が第１の抑えつけ圧
とは実質的に異なっている場合には、エラーメッセージがユーザーに対して表示
されて、センサーが有効な血圧データを得られなかった旨を示すこともできる。
この差が閾値レベルよりも低い場合には、第１の抑えつけ圧と第２の抑えつけ圧
との間の差に従って血圧データ（すなわち、較正関係）を求めるために線形スケ
ーリングが実施され、正確な血圧読取りを達成するようにしている。好ましい実
施形態では、光センサーに組み込まれた２次元の可撓性薄膜または可撓性表面と
して形成され、かつ、患者の肉体表面に直接隣接して設置されたひずみゲージ型
センサーを利用して、抑えつけ圧測定値が得られる。

【００１６】好ましい実施形態では、本発明はまた、較正画像が得られた時間と第２の画像
が得られた時間との間に発生する、患者に相対的な光センサーの回転運動または
並進運動を補償する能力を備えているのも好ましい。光センサーの回転運動また
は並進運動は、配列により生成された画像に相関関係アルゴリズムまたは他の周
知の画像分析技術を適用することにより実施することができる。

【００１７】センサーおよび本発明の方法は、血圧の連続測定が望ましい応用例に極めて好
適となる。従って、多数のディジタル化２次元画像をデータ収集期間にわたって
配列から得ることができる。画像が生成され得る頻度は設計上の選択の問題であ
り、センサーの読取り速度や電子工学系のサンプリング速度のような要因と、そ
れ以外の要因で決まることになる。画像は１秒あたり約10回ないし100回もの速
度で得られることもある。画像の選択された部分に較正関係を適用して血圧デー
タを得る工程は多数の画像の各々について実施されて、血圧データの連続ストリ
ームを生じる結果となる。代替例として、心収縮期の事象と心弛緩期の事象とが
発生すると予測される期間の付近のゲーティング領域で画像を獲得または処理す
ることもできる。

【００１８】多数のディジタル化２次元画像の生成により、有用な画像処理技術を画像に施
すことが可能となる。例えば、測定された血圧推定値と実際の血圧との間の良好
な追跡処理は、１段階補間公式を利用したカルマンフィルタを適用することによ
り達成することができる。予測値を利用して推定誤差を補正することができ、こ
れは、報告された血圧データ中の誤差の残差の累積を防止するのに役立つ。別な
具体例では、空間有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタを適切な係数を用いて
定義して、ＦＩＲフィルタが多数の２次元画像に適用された場合には、運動のア
ーティファクトおよびノイズの検出および除去を向上させることができる。別な
具体例として、センサー出力中の運動のアーティファクトおよびノイズの低減は
、各々の個別の検出素子の出力に１次元の一時的低域フィルタを適用することで
達成され、または、１群の検出素子の出力に適用される空間フィルタにより達成
され、或いはまた、複数の検出素子出力に適用される空間線形フィルタにより達
成され得る。更に、検出素子からの出力は心拍速度によりゲート処理されて、心
収縮期後の血圧値と心弛緩期後の血圧値の算出が予測された心収縮期後の事象お
よび心弛緩後の事象の発生の時間枠の付近の短い時間領域の間だけ考慮されるに
すぎないようにすることも可能である。頻脈、または、徐脈、もしくは、不整脈
のせいで脈拍期間が増大または減少する可能性があるので、このようなタイミン
グは、カルマンフィルタにより、或いは、他のもっと簡単な方法により、決定し
、ダイナミックに追跡することができる。かかるゲート処理により、本発明の方
法はゲーティング領域の外部で時間領域内に存在し得るどのような運動アーティ
ファクトでも監視することができるようになっている。

【００１９】多数の画像の生成は他の有用な生理学的データの獲得をも可能にしている。動
脈コンプライアンスは、連続画像から得られる皮膚の変位の変化率から推定する
ことができる。脈拍速度は、測定された時間間隔にわたって、連続画像から得る
ことができる。センサー検出フィールドが皮膚領域の十分な平面にわたっている
という事実のせいで、更に、センサーが１個のセンサーばかりか格子状の光検出
素子網を有しているという事実のゆえに、動脈内の脈圧波の動きの動的画像を構
築することができる。このような脈拍の波から、血流速度のような情報を抽出す
ることも可能であるが、これは、脈拍がセンサーの視野のフィールドを横切って
運動し、特定の時間間隔のうちに、既知の距離を横断した時に測定される。既知
の距離は、特定の厚さと寸法を備えた、格子状の光検出素子網の各光検出素子の
中心と中心の間の既知の間隔によって判定することができる。次いで、センサー
の視野のフィールドで互いに異なる点として心収縮期の事象と心弛緩期の事象と
がマーキングされる速度として、血流速度が表示される。

【００２０】別な局面では、感光素子の２次元配列からの出力信号を処理して血圧データを
生成する方法が提供される。感光素子の２次元配列は、患者の体表に設置されて
血流に反応して患者の皮膚の運動に関する光学情報を得るようにした光学血圧セ
ンサーに組み込まれている。この方法は、複数感光素子からの出力信号と出力信
号の間の、既知の血圧測定値に対する較正関係を生成する工程を含んでおり、こ
の較正関係は、配列中の１個または複数個の感光素子と関連している。患者の肉
体の表面の２次元画像は、血圧情報が患者について求められている期間中に獲得
される。画像はディジタル化され、それにより、ディジタル出力値の２次元配列
を獲得するようにしている。較正関係はディジタル出力値の配列の少なくとも１
部に適用され、それにより、血圧データを得るようにしている。

【００２１】本発明の方法は、多様なセンサー設計で使用することができる。本件の好まし
いセンサー集合体は本明細書中で十分に説明されている。センサーは、手首周囲
のように、患者の肉体に隣接して設置されるハウジングと、血圧データがセンサ
ー集合体の使用期間中に獲得されることになる位置にあるセンサーに抑えつけ力
を付与するストラップ、または、それに類似する手段とを備えている。センサー
は、好ましい実施形態では、レーザーダイオードのような、１個または複数個の
コヒーレント光源の態様を呈している光放射源も備えている。レーザーダイオー
ドは、１つの可能な実施形態では、２次元配列状に配置され得る。センサーは２
次元の可撓性のある反射表面も有している。反射表面はポリマー製の薄膜に付与
された反射性被膜の態様を呈し得る。反射表面は、名目上は、放射源に関連して
位置決めされて、放射線が反射表面に垂直な方向に移動するようにしている。反
射表面は、例えば、橈骨動脈の上方の手首領域の皮膚を押圧して、血圧データを
得ることになる患者の肉体部位に隣接して設置される。抑えつけ圧センサーは、
可撓性のある薄膜または隔膜のように構成されたひずみゲージの態様であるのが
好ましいが、これもセンサーに組み込まれており、患者に直接接触して、反射表
面に隣接して設置される。

【００２２】光源からの放射線は反射表面から反射されて、光検出素子の２次元配列に投射
される。光検出素子の配列は、名目上は、放射源の光路に置かれるが、全ての放
射線を遮断するわけではない。むしろ、光検出素子は、光源から入射する放射線
が検出素子間を通過し、かつ、反射表面に垂直な角度で反射表面に衝突すること
が可能となるのに十分な間隔を互いに設けている。患者の心収縮期の血圧と心弛
緩期の血圧の変動は患者の皮膚の動揺へと置き換えられる。こういった動揺は、
２次元反射表面の偏向に対応して生じる。上述の可撓性のある反射表面の、血液
拍動に由来する付随運動のせいで、反射表面からの光散乱パターンが光検出素子
の２次元配列により検出される。ここに説明されているような較正の後では、概
して、センサーからの出力値のマトリクスでディジタル値として表示される散乱
パターンは、血圧データの抽出源となり得るデータを提供する。特に、血圧と出
力信号との間の線形較正関係は出力値のマトリクスに適用され、或いは、より典
型的な例としては、較正およびマッピングのために選択された視野のフィールド
の一部に対応するマトリクスにおける１個または複数個の項に適用される。

【００２３】光検出素子の配列により検出された上述の散乱パターンは、本発明の方法に従
ったセンサー集合体の計算用プラットフォームか、或いはその代わりに、ベース
ユニットのような遠隔処理装置のいずれかで処理される。光センサーは、ワイヤ
レス通信技術を利用して、ベースユニットと通信可能であり、或いは、最適とは
言えないが好ましい実施形態では、従来のワイヤまたはリードを利用して、ベー
スユニットを光センサーに接続してもよい。

【００２４】本発明の方法は、患者に固有の較正関係を提供し、それゆえ、光センサー用の
先行技術の較正技術に比べて一層正確である。この方法は完全に非観血的であり
、血圧データと他の生理学的データとを連続的に獲得する能力を提供している。
遠隔ベースユニットへのディジタル画像データの通信用にワイヤレス通信技術が
採用されている実施形態では、本発明の方法は、患者の可動性、患者の便宜、患
者の融通性、実時間データと多様な統計的報告を医者に伝達するベースユニット
の能力、すなわち、後日吟味するためのデータベースに生理学的情報を記録する
ベースユニットの能力についての改良点を提供している。

【００２５】以下に、本発明のこれらの及び他の特色のさらなる詳細を、現在では好ましい
本発明の実施の形態に関して添付図面に基づいて説明する。添付図面においては
、類似素子に対しては類似の番号を付してある。

【００２６】（好適な実施例の詳細な説明）概要図１から３に示すように、本発明の方法に使用する非侵入式血圧センサー及び
データ取得装置を図１に示す。血圧センサー装置１０は、血圧データを取得する
ために、患者の手首部に適用するのに適している。血圧データは、以下詳細に説
明する光学技法を使って取得される。ある好適な実施例では、センサーは、ベー
スユニット２０と無線双方向データ通信ができるようになっているが、血圧デー
タを表示するためのユーザーインタフェースを備えた独立型装置として構成する
こともできる。無線方式の実施例では、ベースユニット２０を、血圧データを表
示、分析するためのコンピュータ２２に接続したり、或いは、通信線インタフェ
ースに接続してデータを遠隔モニタリングステーション２４に送信することもで
きる。

【００２７】センサー装置１０は調節式の柔軟性のあるバンド１１に取り付けられており、
血圧を非侵入的に測定するための斬新な光学センサー装置１２を含んでいる。セ
ンサーの作動原理は、光源３０と、皮膚表面に対して層状を成す反射表面１４か
らの光の散乱を使って血圧を測るものである。散乱パターンは、光検知器のアレ
イのような感光エレメント１８の２次元アレイ１７に入射する。アレイ１７は２
次元の画像を形成し、その画像を、以下に述べる技法に従ってディジタル化し処
理して血圧データを得る。

【００２８】センサー１２は、先ずその患者に関する既知の血圧測定値に対して校正され、
センサー出力信号と既知の血圧測定値との間の校正関係を使って、光学センサー
からの出力値を線形計測又はマップ表示して血圧データを求める。図１０及び２
５を参照されたい。センサーアッセンブリ用の構成要素は、センサー出力信号と
ｍｍＨｇ血圧の間に少なくとも満足できる近似レベルで線形校正関係が存在する
ように選択するのが望ましい。この校正関係は、下記の等式の形態をとるのが望
ましい。即ち、（１）Ｙ^s,d（ｎ，ｍ）＝ａ_n,m ^s,dＸ（ｎ，ｍ）＋ｂ_n,m ^s,d 但し、Ｙ^s,dは収縮及び拡張事象に対する血圧であり、（ｎ，ｍ）はｎｘｍ列の
感光エレメントの中の１つ又はそれ以上の個々の感光エレメントであり、Ｘ（ｎ
，ｍ）は出力信号値（例えば、感光エレメントではミリボルト）であり、ａ_n,m ^s ^,d 及びｂ_n,m ^s,dは、センサー装置１０の校正の間に求められる、各感光エレメン
トに関する収縮及び拡張事象の間の校正係数である。単一の感光エレメントに関
する、収縮及び拡張事象に対する校正データ点の例を図２５に示し、以下に説明
する。

【００２９】反射表面１４は、高分子材料に反射表面をコートしたもので、良好な局部変形
特性を呈し、人体及び環境の湿度及び温度変動に対する湿度及び温度の遮断特性
を備えており、機械的変形特性に影響が及ばないようにできている。反射表面に
適する材料としては、ポリイミド、ポリエステル、又は充填テフロン（登録商標
）の膜に反射表面をコートしたものが挙げられる。動脈の脈動による力により皮
膚表面に変形が生じ、それを、反射表面１４上への入射光の反射散乱を通して光
学的に計測する。図１に示すように、圧力センサー装置１０は、手首のとう骨動脈上に取り付け
られる。バンド１１には調節装置１３が設けられている。センサーには、図２に
示すような１つ又はそれ以上の小型レーザーダイオード光源３０Ａ−Ｆのような
光源３０が備えられていて、これがコヒーレント光を発し、それが反射表面１４
に衝突するようになっている。光源３０は、反射表面１４に対し、光の伝播方向
が名目上反射表面に垂直であるように、即ち、反射表面が歪み無く平坦である場
合にはこれに垂直であるように方向付けられている。反射表面が伝播方向に対し
完全に直角に配置されていれば、光線は垂直に反射され、図２に示すように、光
検知器内に散乱されることはない。放射源は遠隔配置しておいて、光源で発せら
れる光線を光パイプ又は導波管２９（図１）で反射表面１４近くまで搬送しても
よい。

【００３０】使用中、反射表面１４は、皮膚に対しある押し付け圧（ＨＤＰ）で、手首のと
う骨動脈領域を覆って層状に配置される。とう骨動脈３４内の血液脈動と、それ
に伴う皮膚の変形によって、反射表面は、センサーの手首輪帯３２により掛けら
れている押し付け圧により局部的解剖組織に適応して、図３に示すように変形す
る。散乱した反射光は、３２ｘ３２小型光検知器１８のような、２次元アレイ１
７に配列された感光エレメントの天井格子上に集められる。光は、局部的とう骨
領域の解剖組織的表面に適応したあるパターンで反射される。脈動による局部表
面解剖組織における変動は、直ちに、反射光線の散乱パターンにおける変動とし
て検知される。これらの変動は、光検知器で受け取られた計測パワーにおける変
動として検知され、これが、等式（１）の校正関係に従って、動脈内の実際の血
圧の変動に対する直接の関係を提供する。

【００３１】センサーに対する初期校正血圧値は、センサーが置かれた腕上で、従来型のエ
アーカフ式血圧計から得られる。収縮及び拡張血圧の読みは、ベースユニットで
手動で計測・入力することもできるし、既知の手段で電気的に計測して、受信ベ
ースユニットにデジタル的に送信することもできる。校正関係は、記録されたエ
アーカフによる収縮及び拡張事象と、光検知器からのデジタル化された出力信号
との間で、等式（１）で表されるように得られる。従って、光検知器からの出力
信号は、光検知器出力がｍｍＨｇでの血圧計測値を表すように、引き続いてセン
サーを使用している間に、マッピング或いは線形に計量することができる。各光
検知器１８の出力は、検知器が受け取った光の量の平均パワーを表す。受け取ら
れた光の密度が高い程、光検知器により作り出される出力信号の振幅が大きい。
反射光が散乱又は放散される程、光線の密度が下がり、それを受け取る光検知器
の出力も低下する。レーザー光は反射表面上にコヒーレント光線として入射する
ので、反射光線は、反射表面が平坦なときに密度が最大になる。反射表面が変形
すると、入射光線は表面の変形に従って散乱する。反射表面に対して層状を成す
皮膚表面が、その下の動脈３４の脈動によって動くにつれ、反射表面の変形はダ
イナミックに変動する。

【００３２】一般的に、収縮血圧相の間の方が拡張相の間よりも、光線の放散又は広がりが
大きくなると思われる。これは、収縮事象時の方が皮膚表面の垂直方向の変位又
は変形が大きいためである。収縮相及び拡張相両方での、各光検知器が受け取る
平均パワーにおける最小及び最大値の間の差異（デルタ変化）が記録される。こ
れら光検知器出力それぞれの最小及び最大値が、校正の間に計測された対応する
（ｍｍＨｇでの）収縮又は拡張血圧値に（線形計量で）マッピングされる。光検知器の２次元アレイの全合計出力は、図９のシミュレーション画像に示す
ように、センサーの下の皮膚表面上における活動の２次元画像として可視化でき
る。作り出された画像は、拡張血圧相の時に反射光によって作り出されるパター
ンを含んでおり、収縮血圧相の間に得られるパターンとは違っている。このパタ
ーンは皮膚の脈動運動と共にダイナミックに変化する。図示の例では、２次元画
像が、連続して、患者の血圧を継続的にモニターできるように作り出される。

【００３３】センサーは、歪みゲージの形態で反射表面１４の下に膜として配置される押し
付け圧センサー３６も含んでいる。センサー３６は、押し付け圧の値を、表面上
の歪みによる抵抗の変化で計測するのに使われる。歪みゲージは抵抗式の弾性セ
ンサーで、その抵抗は、掛けられた歪み（力）の関数である。ワイヤ歪みゲージ
は、弾性担体（バッキング）で接着された抵抗で構成されている。バッキングを
手首に装着すると、そこに働く応力又は力を計測することができる。歪みゲージ
を作成するのには、各種の金属を使用することができる。代表的な抵抗は、１０
０Ωから数千Ωまで変化する。半導体の歪みゲージもあるが、一般的に温度変動
に対して極めて敏感である。従って、半導体ゲージに対するインタフェース回路
には温度補償ネットワークを入れておかねばならない。ある好適な実施例では、
歪みゲージに接続される押し付け圧インタフェース回路は、押し付け圧をアナロ
グ電圧レベルに変換する（ホイートストーンブリッジ回路のような）抵抗バイア
スネットワークで構成することができる。

【００３４】光検知器のアレイ１７は、図９に示すような、皮膚表面のトポロジーの２次元
画像を提供することができる。各単一の光検知器センサーは、画像内の一つのピ
クセルを表す。光検知器の格子又はアレイの密度が高くなる程、計測の感度が増
す。ある好適な実施例では、１平方センチメートル当たり３２ｘ３２の光検知器
格子密度である。これは、約１平方センチメートルの面積を有する反射表面に相
当する。重要なのは、反射表面は、動脈の脈動による皮膚の変形を十分な解像度
で検知できるほどの十分な表面積をカバーするのに十分な大きさでなければなら
ない、ということである。

【００３５】図５から７に示し、以下に詳細に説明するすように、各光検知器１８は、放射
源３０からの光を遮る黒いバックグラウンドの中央に位置している。これによっ
て、反射光だけを各光検知器で計測できるようになっている。放射源からの光は
反射器表面に鉛直方向に進み、且つ反射器表面全域を覆っている。各光検知器１
８の直径は、選択した格子密度と所望のセンサー表面積に比例して決められる。
注文仕様の光検知器アレイを製造する会社がある。例えば、カリフォルニア州サ
ンタローザ、スカイレーン通り５４６０のカル・センサー社は、即座に使用する
のに適した注文仕様の高密度センサーアレイを提供する。図４に示すように、反射表面１４とＨＤＰセンサー３６は、パラボラのような
曲面形状に構成、配置してもよく、装置の校正と使用は、先に説明した要領で行
うことができる。

【００３６】本発明は、患者の身体に向けて配置された血圧センサーを使って血圧データを
入手するための方法も提供する。センサーは、患者身体表面の画像データを取得
する感光エレメント１８の２次元アレイ１７を含んでいる。具体的には、このア
レイは、患者の身体に向けて配置された柔軟性のある反射表面１４から反射され
た放射を検知して、画像のような、動脈血流による患者身体の変形に関する情報
を生成する。散乱パターンは、２次元画像（又は、これと等価な、個々の感光エ
レメントからの出力値の２次元マトリクスとして）電子的に記録される。次に、
画像はデジタル化され、本発明の方法に従って処理され、図１０に示すような血
圧の読み値を得る。

【００３７】本方法では、第１段階で光学センサー１２を校正する。校正の段階は、光学セ
ンサーを使って、患者のとう骨動脈付近の手首領域のような患者の身体のある部
分の出力値の、第１のデジタル化された２次元マトリクス（例えば画像）を取得
する段階から構成されている。一連の画像は、収縮及び拡張事象の間の校正の間
に取得し、１つ又はそれ以上の感光エレメントから得られた出力信号に一次（線
形多項）最適ルーチンを適用して各光検知器に対する一次校正曲線を求め、そ
して等式（１）から校正係数ａ_n,m ^s,dとｂ_n,m ^s,dを求めるのが望ましい。画像を
取得している間に、従来型のエアーカフ式血圧計を使うなどして、患者の血圧測
定を行う。血圧測定値を、第１の画像の少なくとも一部分、即ち、エレメントの
ｎｘｍのアレイ１７の内の１つ又はそれ以上の感光エレメント１８と比較し、校
正画像の選択された部分（即ち、画像の選択された部分に対応する感光エレメン
トに関するデジタル化された出力信号）と血圧測定値の間の校正関係を得る。較
正関係は上記等式（１）の形式を取る。

【００３８】この様にセンサーが校正されたので、患者から血圧データを採取する準備が整
ったことになる。第２のデジタル化された２次元画像（又は、これと等価な、動
脈からの出力値のセット）は、患者から血圧データを取得する間に得られる。図
９は、高解像度のアレイの実施例で生成される画像のシミュレーションである。
後で説明するように、画像は電子デバイス内でデジタル化される。次に、第１の
校正画像（光検知器のセット）の選択された部分に対して得られた校正関係を、
第２の画像の対応する部分に適用する。すると、校正関係を第２の画像の対応す
る部分に適用した結果から血圧データが得られる。血圧が同じであれば、校正画
像とデータ取得画像の選択された部分に関するデジタル化された出力信号は同じ
であろうし、従ってセンサーは血圧データが同じであると報告することになる。
第２の画像の出力信号が違っていれば、等式（１）を使って校正関係の線形計量
が行われ、校正関係を、データ取得画像に関する選択された光検知器の出力に適
用して、血圧データが求められる。

【００３９】この好適な実施例では、校正画像の選択された部分は、実質的に同じ画像強度
値を有する輪郭、即ちｎｘｍ列の感光エレメントのサブセットを含んでおり、こ
の輪郭に対して校正関係が得られる。代わりに、校正画像の選択された部分は、
単一の位置、即ち一つの光検知器であってもよい。校正関係はその一つの光検知
器に対して得られる。次に、その一つの光検知器に対して得られた校正関係が、
データ取得画像内の同じ光検知器の出力に対して適用される。そうではなくて、
校正画像の選択された部分は、実質的に異なる画像強度値を有する、位置のセッ
ト、即ち光検知器のサブセットで構成されていてもよい。校正関係はこの位置の
セットに対して得られ、第２の画像からの光検知器のセットからの出力信号に適
用され、得られた血圧データの平均が、報告される血圧となる。

【００４０】光学センサー１２は、その設計構成要素の特性に基づいて、脈動の間に皮膚表
面の変形として検知される血圧の変動に対し、高い感度を提供する。各光検知器
は、同一物理現象に際し異なる視点から測定値を提供する寄与センサーとして機
能する。格子内に光検知器が多いほど、格子の密度が濃いほど、センサーの感度
は高くなる。１平方センチメートルを３２ｘ３２の光検知器のアレイでカバーす
るのが代表的な実施例であると考えられるが、異なるアレイ型式、或いは荷電結
合素子を使えば、更に高密度（従って高解像度）とすることもできる。処理アル
ゴリズムは全ての光検知器からの低レベルの信号を結合し、低レベルの測定値に
対して、まとめて、より強い感度、より高い解像度を提供する。

【００４１】光検知器の出力を実際の血圧測定値にマッピングするのは、個々の光検知器セ
ンサー信号ベースで行うことができ、或いは、多くの光検知器からの信号を数学
的に結合することもできる。多次元の信号は、クロスチェックと、光検知器のグ
ループが見た多くの「視点」からの結果の検証とを可能とする、多点検知器構を
提供する。これは最終的には、報告される結果の一貫性を改善し、エラーの可能
性を低減する。脈動による皮膚表面のトポロジーを反映する動画を使うことがで
きるので、画像処理技法を使って細かなセンサー位置の変位を検知することがで
き、そのような変位による光検知器の校正をそれぞれに調節することができる。

【００４２】先に説明したように、処理アルゴリズムは、光検知器からの出力における計測
された変動を血圧値に線形にマッピングする。既知の血圧測定値を生成するエア
ーカフ式血圧計によるセンサーの初期校正は、光検知器の収縮から拡張までの出
力の間のピークツーピークデルタ差異に対する線形スケールファクターを提供す
る。各光検知器に対し、校正の間に多くの収縮及び拡張の示度のサイクルに亘っ
て線形マッピングを記述するために、多くのスケールファクターが得られるのが
望ましい。次に、この多くのスケールファクターのデータが線形多項式最適線に
合わせられる。このような校正多項式スケールファクターを、それぞれ個々の対
応する光検知器出力に適用すると、光検知器の読みを実際の校正された血圧値に
マッピングするのに高い精度が得られる。各光検知器は、独立した血圧センサー
装置として実際に作動することもできるが、多数の検知器の出力を組み合わせる
と血圧の示度の信頼性が更に高くなる。このような多点センサーは、多くの「視
点」から結果の一貫性を実証するのに役に立つ。各検知器からの出力は、その一
番近い隣の検知器からの出力と比較して結果の一貫性を確認することができ、妥
当性を欠く結果は、単に無視されるか、或いは平均出力拡張及び収縮血圧値の計
算の過程で平均される。

【００４３】多点格子の検知器を利用できるので、それらの組み合わせられた出力に関して
計算を行って、実際の血圧値に対して、より信頼性の高い一貫した推定値を作り
出すことができる。例えば、空間有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルターを、
人為的な動き、即ちノイズの検知及び除去機能を強化するために、適切な係数を
使って定義することができる。脈動の動的事象の間に、同様な出力レベルのグル
ーピングされた光検知器の輪郭マップを作ることもできる。一つの輪郭に関わる
光検知器は、１つの閉ループ内で連結され、その出力は平均化できる。そのよう
な輪郭は、脈動運動を描くのに合わせてダイナミックに追尾することもできる。
光検知器の全輪郭の出力は、単一の検知器出力の代わりに、血圧値への線形マッ
ピングを作り出すのに使用することができる。

【００４４】脈動による皮膚の変形の程度は校正中に測定されるので、環境的及び生理学的
条件が同じであるとすると、そのような変形は全く同じように再生されるものと
予測される。生理学的条件が変化すると、血圧又は脈圧（収縮期−拡張期）値は
高くなったり低くなったりする。これは、収縮末期及び拡張末期の圧力値の増減
として探知できる。１つの検知器内又は検知器出力の出力に大きな変化が生じれ
ば、それは、とう骨動動脈に対してセンサー１２が平行移動又は回転しているよ
うな変位を示すものであり、センサー位置の補正を行う必要が出てくる。このよ
うな変位を補正するために、本方法は、随意的に、各画像フレームの、校正中に
取得された対応する画像フレームに対する平行移動及び／又は回転の値を計算す
ることにも備えている。これは、既知の画像変換及び画像処理アルゴリズムを使
って行うことができる。その結果、回転及び平行移動による変位の平均概算が得
られる。変換を校正スケールファクタに適用すると、平行移動又は回転のエラー
対する補正となる。

【００４５】センサー１２は、押し付け圧（ＨＤＰ）の変化が補償され、従ってより正確な
血圧値が取得できるように設計されている。例えば、取得された収縮末期又は拡
張末期の値が小さくなっていたら、生理学的事象又は患者に適用されたセンサー
の平均ＨＤＰの変化の何れかが原因であると考えられる。図示の実施例では、患
者上の平均的センサーのＨＤＰは、図２及び図３のＨＤＰセンサーにより測定さ
れる。このような測定は、校正処理の一環とすることができる。校正ＨＤＰ値に
対する多少のばらつきは、血圧校正関係の線形計量により補償して、より正確な
血圧が読み取れるようにしている。

【００４６】図１１は、押し付け圧を、押し付け圧センサー３６からのＤＣ電圧に置き換え
て時間の関数として表したグラフである。立ち上がり６０は、センサーの手首輪
帯が締まっていく状態を示している。平均レベルについての変動６２は、校正中
に患者に生じる血圧事象によるものである。データ収集段階中に（破線で示すよ
うに）平均押し付け圧からのずれがあると、センサーの出力が影響を受けるが、
この差異（ΔＨＤＰ_average）は、光検知器の出力に対して線形計量され、結果
的に正確な血圧示度となるようになっている。手順については、以下に詳しく説
明する。図１１に示すように、測定されたＨＤＰでは、ＤＣ成分が全体平均ＨＤ
Ｐを表し、ＡＣ成分が脈動効果によるＨＤＰの微小変動を表している。ＨＤＰの
ＤＣ平均値は、皮膚に対するセンサー全体の配置力を示すのに使用され、人為的
な動き、又はセンサー装着の緩み、又はセンサーが皮膚面からの完全に脱落して
いる事態を表示できるようになっている。

【００４７】光センサーは、多数の光検知器をアレイ状に配列している性格上、そして入射
光子の偏向が反射表面の変形に比例することにより、皮膚のわずかな脈動に対し
ても非常に高い解像度を提供することができる。このようなセンサー面の変形に
よってヒステリシスが生じることはない。更に、格子内の光検知器の密度が高く
なるほど、脈動下での皮膚の動きに対するセンサーの感度が上がる。

【００４８】センサー設計ここで図面の説明に戻り、具体的には図２、図３、及び図５から図７までを説
明するが、ここでは、図２及び図3の光検知器１７のアレイ１７を図５の平面図
に示している。図５のアレイ１７は、３２ｘ３２の検出器１８のアレイで構成さ
れているが、検出器の密度は、無論、これよりも高くても低くてもよい。光検知
器の２次元アレイ１７は、少なくとも３６個の光検知器のアレイから構成され、
少なくとも1平方センチメートルの面積を覆うように配列されるのが望ましい。
３２ｘ３２の検出器のアレイ配列が望ましい実施例であって、検出器の数が増え
て費用がかさむが、結果的にはより高い解像度とより優れた感度が得られる。個々の検出器１８は、黒体放射吸収バックグラウンド基板又は材料４０の中心
に配置される。検出器の個々の列は、格子即ちラチス４２により互いに分離され
ているが、このラチス４２は列及び行の両方向に基板又は材料４０を一体に接続
し、これにより図2及び図3の光源３０の下方に光検知器を支承する手段を提供し
ている。放射吸収材料４０は光源３０からの光を遮断し、これにより反射表面か
ら反射された放射しか光検知器に衝突しないようになっている。光検知器の光源
は、図2及び図3に示すように、ラチス４２及び光検知器の背後に置かれ、光源か
らのコヒーレントレーザー光は、ラチス４２の領域の光検知器の列と列の間を通
過し、進行して反射表面１４で反射される。

【００４９】検出器１８、光源３０、反射表面１４、及び押し付け圧センサー３６のアッセ
ンブリは、患者の手首近くに配置されるようになっているハウジング４４内に組
み込まれている。輪帯１１（図１１）は、センサーアッセンブリに対する押し付
け力を提供する。歪みゲージ３６は押し付け圧を測定する。歪みゲージ３６は、
その下面４８が患者の面に隣接して配置されその上面５０が反射表面１４の下面
に固着されている柔軟性のある２次元のシートとして構成されるのが望ましい。

【００５０】図６は、図２のセンサーの線６−６に沿う平面図であり、検出器１７は６ｘ６
列の光検知器１８を備えている。光源３０は、３ｘ３列のレーザーダイオード３
０Ａ、３０Ｂ、３０Ｃ．．．３０Ｉを備えている。光源３０Ａ−３０Ｉからの放
射は、黒体放射吸収材料４０周辺でラチス４２を通過し、図２及び図3の反射表
面１４に当たる。光源は適切な基板５２に埋め込まれている。図７に示すように
、光源は、1個の大型レーザーダイオード３０から構成することもできる。代わ
りに、光源を遠隔配置し、導波管２９（図１）及び適当なレンズ又は他の光学シ
ステムにより、光を方向決めしてラチス４２を通過させ、光線が所望の幅に広が
るようにしてもよい。図８は、図6のレーザーダイオード光源３０Ａ−Ｉの平面
図である。基板又は取付材５２は、レーザーダイオードが１つの面に保たれ、全
ての光源３０からの光が反射表面に対して名目上垂直な方向に進行するように、
十分な剛性を有しているのが望ましい。レーザーダイオードは、図8に示すアレ
イ配列に形成され、図２、図3及び図6に示すように、光検知器の２次元アレイと
光学的に整列して配置される。アレイ１７が捕捉した散乱パターンは、センサー
アッセンブリ自体において処理され、センサーに組み込まれたユーザーインター
フェースにより報告されるか、図１のベースユニットのような遠隔処理装置に送
られ、そこで有用な血圧データに処理されるかの何れかで処理することができる
。図１２は、センサーからのデータの処理がローカル的に行われるか、遠隔的に
ベースユニット内で行われるかの、何れかで実行される実施例におけるセンサー
アッセンブリ１２のエレクトロニクスのブロック図である。センサーアッセンブ
リ１２は、ＨＤＰセンサーインターフェース１０２と、光検知器アレイ１７から
の出力信号を受信するマルチプレクサ１０４から成る小型の電子モジュール１０
０を含んでいる。ｎｘｍ列の光検知器アナログ信号とＨＤＰセンサー信号は、マ
ルチプレクサ１０４で多重送信され、アンチエイリアシングローパスフィルタ１
０６でフィルタに掛けられ、増幅器１０８で増幅され、サンプル抽出され、アナ
ログ対デジタル変換器１１０でデジタル信号に変換される。

【００５１】デジタル信号は、マイクロコントローラ並びにデジタル信号プロセッサ（ＤＳ
Ｐ）ユニット１１２の形態をとっている計算プラットフォームに供給される。マ
イクロコントローラは、Ａ／Ｄ変換器により供給されたデジタル信号の信号処理
を行う。信号処理機能には、デジタル信号のノイズフィルタリングとゲイン制御
が含まれる。マイクロコントローラは、オペレーティングシステムと画像処理、
並びにメモリ１１４に機械読み出し可能形態で記憶されている校正ルーチンを実
行する。メモリ１４はまた、取得された画像データと、校正段階及びデータ収集
段階両方からの押し付け圧データを記憶すると共に、ＨＤＰ及びセンサー平行移
動及び回転補償手続きにも使用される。マイクロコントローラはまた、光源３０
（図２）の照度を制御する光エミッタ制御モジュール１１６にコマンドを発行す
る。マイクロコントローラは、血圧及び他の生理学的データを、ＬＣＤディスプ
レイ等のユーザーインターフェース１２０を介してユーザーに提示する。代わり
に、取得された血圧データを、無線トランシーバモジュール１２２及び低電力小
型ＲＦアンテナ１２４を使用して、ベースユニットに送信してもよい。

【００５２】無線トランシーバモジュール１２２は、バッファ、エンコーダ、変調器／復調
器、送信機、パワーアンプ、受信機、フィルタ、及びアンテナスイッチを含んで
構成されるが、それら構成要素は全て無線通信技術で従来から使用されているも
のなので簡略化を期すために説明を省略する。周波数発生器もモジュール１２２
に含まれ、ＲＦ伝送用に搬送周波数を発生させる。周波数はマイクロコントロー
ラで調整可能である。マイクロコントローラ／ＤＳＰは、ベースユニットに対す
るデータと制御メッセージの無線伝送用に周波数を選択するよう、周波数発生器
を制御する。

【００５３】バッテリ１２６は、陰端子が局所接地基準に接続されており、ＤＣ電力を構成
要素に供給する。センサーアッセンブリが無線ベースユニットと協働する実施例では、センサー
アッセンブリを、ベースユニットにより遠隔的に管理し構成することができる。
無線装置により、コマンドとメッセージ手続きを含む通信プロトコルが、ベース
ユニットと無線センサーとの間で使えるようになる。これらコマンドとしては、
データ収集開始コマンド、データ送信コマンド、エラーリカバリ及び再送信コマ
ンド、その他多くのコマンドが挙げられる。本願に援用しているが、２０００年
８月１８日に出願されたモハマド・カイア他による特許出願、出願番号第０９／
５５１，７１９号では、本発明の無線装備に特に良く適している無線通信プロト
コルが説明されている。

【００５４】ベースユニット本発明の無線実施例は、図1のベースユニット２０を含んでいるが、図１３で
は、このベースユニットをブロック線図の形で示している。ベースユニット２０
は、無線アンテナ２００と、センサー装置１０との双方向ＲＦ通信用のトランシ
ーバモジュール２０２を含んでいる。トランシーバモジュールは、バッファ、エ
ンコーダ、変調器／復調器、送信器、パワーアンプ、受信器、フィルタ、及びア
ンテナスイッチを含んで構成されるが、それら構成要素は全て無線通信技術で従
来から使用されているものなので簡略化を期すために説明を省略する。ベースユ
ニットはまた、マイクロコントローラと、センサーから入ってくるデジタル通信
のエラー補正並びにエラー診断を行うＤＳＰ計算プラットフォーム２０４も含ん
でいる。マイクロコントローラは、オペレーティングシステム、コンフィギュレ
ーション、送信管理、校正、及びメモリ２０６に記憶されているデータ処理ルー
チンを実行する。マイクロコンピュータは、有用な血圧及び他の生理学的データ
を、ユーザーインターフェース２０８を介してユーザーに出力し、又は送信用の
（ＲＳ２３２ポートのような）無線インターフェース２１０から遠隔地に向けそ
のデータを送信する。ベースユニットは、テスト用又は診断用の機械又は付属コ
ンピュータが、プログラミングやソフトウェアダウンロードのために、ベースユ
ニットへアクセスできるようにするための、入力／出力インターフェース２１２
も含んでいる。

【００５５】同時に、図１の血圧センサー及びベースユニットは、非侵入式無線データ収集
システムを備えている。センサーは、血圧データをベースユニットに送信するた
めの無線トランシーバを有し、ベースユニットからデータ収集又はコンフィギュ
レーションコマンドを受信する。ある好適な実施例では、校正及びセンサー出力
信号からの血圧データのための画像処理は、センサーエレクトロニクの費用、寸
法、及び設計の複雑さを最小限にするために、ベースユニット内で実行される。

【００５６】校正光学センサー１０の校正は、以下のように行われる。第１に、血圧センサー１
２が、患者の身体に向け、血圧データを取得しようとする位置に配置される。患
者の血圧の測定は、エアーカフのような第２の血圧装置を使って行われる。光学
血圧センサーの、患者の身体に対する押し付け力は、歪みゲージ３６を通して掛
けられる。出力信号（即ち、画像）は、収縮及び拡張事象の間に光検知器のアレ
イから得られ、血圧が徐々に低下していくのに従って、多数の画像が得られるの
が望ましい。出力信号は、本明細書で述べているように、測定された血圧及び押
し付け力に対して校正されるので、１つ又はそれ以上の光検知器に関して、等式

【００５７】（１）に記載されているような一式の校正関係が得られる。校正関係は、無線方
式の実施例では、センサーのメモリ又はベースユニットのメモリのようなメモリ
内に記憶されている。式（１）を使って、光検知器からの出力において計測された変動を、血圧値に
線形にマッピングする。エアーカフ式血圧計による初期校正は、線形計量相関関
係、即ち相関係数ａ_n,m ^s,d及びｂ_n,m ^s,dを提供する。１つ又はそれ以上の光検知
器に対して、校正の間に、収縮及び拡張の示度の多くのサイクルに亘って多くの
データポイントが得られる。図２５に示されているような、多数のデータポイン
ト３０２及び３０４は、線３００で示されている一次最小２乗多項最適線に合わ
せられる。特異値分解又は重み付き最小２乗適合のような、最適線適合技法に関
する他の既知の方法を適用してもよい。収縮期のカフの示度をＹ^s（ｔ）で表し
、光検知器に関する収縮期光検知器の示度をＸ^s（ｔ）で表すこととし、ｔは０
，１，２，３，．．．，Ｎの、或る独立した時間内に行われた計測の数である。
Ｎは、校正の間に行われた計測の最大数である。同様に我々は拡張期のカフの示
度をＹ^d（ｔ）で表し、拡張期の光検知器の示度をＸ^d（ｔ）で表すこととする。
するとＹ^s（ｔ）＝ａ_sＸ^s（ｔ）＋ｂ_s、Ｙ^d（ｔ）＝ａ_dＸ^d（ｔ）＋ｂ_dであり、
ここでａ_s及びａ_dは、それぞれ、多数の校正測定値を通っている一次最小２乗多
項線の、収縮及び拡張期の計量乗法係数であり、ｂ_s及びｂ_dは、それぞれ、直線
適合等式の収縮及び拡張期オフセット係数である。演算は、ｎｘｍの検知器全て
について繰り返されるか、或いは代わりに、ある少数のサブセットの検知器から
のもので繰り返される。図２５のグラフは、カフと光検知器出力との間の、収縮
と拡張期の間の示度をマッピングした例である。ｍＶ単位の特定の光検知器電気
出力からｍｍＨｇ単位への変換が必要な場合には何時でも、計量係数及びオフセ
ット係数が上記の等式（１）を通して適用される。

【００５８】操作方法センサーの操作方法は、図１４のフローチャート形式で示されている。本方法
はセンサーの初期校正、即ちステップ４００を含んでおり、そのことについては
既に述べた。次に、センサーが患者に取り付けられると、ステップ４０２で示さ
れているように、散乱パターンの形態の２次元画像が取得され、デジタル化され
る。この演算は連続した演算であることが望ましい。本方法には、押し付け圧の
変化、又は、校正とデータ取得との間での、患者の身体に対するセンサーの回転
又は平行移動を補償する、随意のステップ４０４が含まれている。ステップ４０
４が必要か、必要でないかは、ＨＤＰセンサーからの示度、或いは、平行移動又
は回転が起こったことを示すセンサーの出力値におけるドリフト次第である。ス
テップ４０６で、等式（１）からの校正関係がセンサーの出力に適用され、血圧
が求められる。ステップ４０８で、動脈のコンプライアンス、脈拍数などの生理
学的な追加データがセンサーから得られる。ステップ４０８も随意である。

【００５９】図１５Ａと１５Ｂは、校正ステップ４００を示すフローチャートである。ステ
ップ４１０で、患者はセンサーを手首に適切に設置し、校正処理を開始する。ス
テップ４１２で、押し付け圧力の測定が、歪みゲージを使って行われる。ステッ
プ４１４で、押し付け圧力のレベルが適切かどうかを決めるためにチェックが行
われる。ステップ４１６で、看護婦又は専門家がエアーカフを患者の腕に巻き、
エアーカフを２００ｍｍＨｇまで膨らませる。ステップ４１８で、専門家はカフ
内の圧力を徐々に減らし、収縮期の値及び拡張期の値を測定する。その値はユー
ザーインタフェイスを通して、或いは電気的に無線送信経由でベースユニットに
入力される。ステップ４２０で、血圧センサーは、血圧の測定と同時に、血液の
脈動による散乱パターンの形態で皮膚の運動を測定する、即ち、光検知器アレイ
を使って一連の画像を生成する。画像はディジタル化され、センサー内のメモリ
に記憶されるか、又はベースユニットへ送信される。ステップ４２２で、収縮及
び拡張事象が、取得されているセンサー信号とエアーカフ信号にマークされる。
ステップ４２４で、ベースユニット内の計算プラットフォームは、多数のサイク
ルに亘って、血圧測定値と出力信号の平均及び標準偏差を計算する。ステップ４
２６で、ベースユニット内の処理ルーチンは、結果が一貫しているか否か見て、
一貫していなければ、プロセスはステップ４１６へ戻って又繰り返す。

【００６０】結果が一貫していれば、脈拍の位置を識別するために、校正の間に検知器から
の出力信号を処理することによってセンサーの方位が得られる。その位置は、例
えばｎｘｍアレイの座標を記憶することによってマークされる。次に、収縮及び
拡張事象に対するゲートウインドウ（即ち、一時的持続時間）がマークされる。
ゲートウインドウを図２４に示している。ゲートウインドウは、患者の現在の心
拍度数に基づいて事象が起こると予期される時の一回のウインドウの間の収縮及
び拡張のデータを得るための手法である。

【００６１】図１６は、図１４からの画像を取得する手順４０２の好適な実施例を更に詳細
に示すフローチャートである。好適な実施例では、光検知器のアレイは、ステッ
プ４３２で、例えば毎秒１０又は１００の読み取り率で画像を生成する。画像は
センサー内でデジタル化される。次に、ステップ４３４で輪郭マッピングが行わ
れる。基本的には、センサー（又はベースユニット）の画像処理ルーチンは、実
質的には何れの所与の画像に対しても同じである個別のセンサー出力を求め、一
式のセンサーが１つの輪郭を形成する。従って幾つかの異なる輪郭を導き出すこ
とができる。血圧の読みが正確であることを保証するために、輪郭のセットの中
でも間でも、一貫性の検証を行うことができる。ステップ４３６で、画像には、
血圧の計測された見積値の実際の圧力に対する追尾関係を改良するために、カル
マン予測―修正器フィルターのような１つ又はそれ以上の様々なフィルターを使
ってフィルターが掛けられ、その後、随意で、時間及び／又は空間のローパス有
限インパルス応答フィルターを適用して、フィルターが掛けられた滑らかな画像
が作り出される。次にステップ４３８で、収集された画像セットにゲートウイン
ドウが適用され、ゲートウインドウの間に得られたこれらの画像が処理される。

【００６２】ステップ４３８での検知器輪郭マッピング及び一貫性検証について、図１７に
更に詳しく示す。第１ステップ４４０で、同様な出力の検知器は、皮膚の表面の
脈動に関して同様な「視点」を画定する輪郭のグループにマッピングされるか、
又は関連付けられる。ステップ４４２で、同じ出力レベルを有する検知器は、信
号の強度を高めるために輪郭に連結される。ステップ４４４で、一貫性のチェッ
ク又は検証のために、多数の光検知器出力の輪郭の間のクロスチェックと検証と
が行われる。

【００６３】図１８に手順４３８の別の実施例を示している。第１ステップ４４６では、信
号の強度のレベルに対する検知器出力と皮膚の運動パターンとの間の相関付けが
行われる。ステップ４４８で、同様な出力の検知器は、１つの輪郭にグルーピン
グされる。ステップ４５０で、グルーピングされた検知器からの出力の一貫性を
保証するために、輪郭分析が実行される。ステップ４５２で、多数の検知器に亘
って出力の一貫性に関するチェックが行われる。一貫性が得られない場合は、ス
テップ４５４で示されているように、ユーザーは、センサーを再整列させるか、
又は押し付け圧力を調節するよう指示される。一貫性が得られた場合は、プロセ
スは図１６のフィルター処理４３５へと進む。

【００６４】フィルター処理４３６の好適な実施例は、図１９に示す段階を含んでいる。ス
テップ４５６で、見積もられた血圧値の予測及び補正を強化するために、輪郭は
カルマンフィルターによって追跡される。ステップ４５８で、人為的な動きを除
去するために、時間ＦＩＲフィルターが画像に掛けられる。ステップ４６０で、
測定ノイズを削除するために、空間ＦＩＲフィルターが掛けられる。ＦＩＲ及び
カルマンフィルターの係数は、既知の方法を使って得ることができる。センサー出力における人為的な動き及びノイズは、２つの方法で削減できる。
第１に、それぞれの検知器の時間によって変化する出力に掛けられる１次元の時
間ローパスフィルターのようなフィルターか、又は、１つのグループの検知器出
力に掛けられる２次元の空間ＦＩＲフィルターカーネルか、又は多数の検知器出
力に掛けられる空間フィルターと時間フィルターの組み合わせフィルターを利用
する手段である。２次元空間ＦＩＲフィルターを、画像マトリックスに畳み込ま
れているフィルターカーネルを定義することによって適用し、畳み込みの結果と
してフィルターが掛けられた新しい画像マトリックスを生成することもできる。
直接の畳み込みは、Ｙ（ｎ，ｍ）＝Σ_k1Σ_k2ｈ（ｋ₁，ｋ₂）Ｘ（ｎ−ｋ₁，ｍ−ｋ₂）のように表され、ここでｈは、領域｛（ｎ，ｍ）：０＜＝ｎ＜Ｎ₁，０＜＝ｍ＜
Ｎ₂｝に亘ってサポートを有するフィルターカーネルであり、ｋ₁は０からＮ₁−
１、ｋ₂は０からＮ₂−１である。

【００６５】図１６のゲートウインドウの手順４３８を図２０に示している。基本的には、
収縮と拡張事象の頻度及び持続時間のようなゲートウインドウパラメータは、ス
テップ４６２で計測される。ステップ４６４で、アレイによって生成された画像
のストリームにゲートウインドウが掛けられ、ゲートウインドウの間に生成され
た画像を選択するので、ウインドウの外側で生じる人為的な動きが減少する。図２１は、ゲートウインドウ手順４３８の、代替実施例のフローチャートであ
る。ゲートウインドウパラメータは、計測（ステップ４６２、図２０と同じ）さ
れた後で、ステップ４６６で、校正ゲートウインドウ又は最後に測定されたゲー
トウインドウパラメータとの一貫性を確認される。結果に一貫性がある場合は、
プロセスはアプリケーションステップ４６４へ進む。一貫性がない場合は、ステ
ップ４６８で、最後に検証されたゲート情報を使うこともできる。ゲートウイン
ドウ検証の再試行が何度も行われ、なお検証されないままでいる場合は、センサ
ーはステップ４７０で再校正される。前にウインドウ検証が試みられてない場合
は、ゲートウインドウの情報は廃棄され、プロセスは、ステップ４７２で示され
ているようにステップ４６２へ戻る。

【００６６】図２２は、図１４の補償ステップ４０４の１つの形態を示している。先ず、ス
テップ５００で、押し付け圧力が得られ、センサーからデータが取得される。ス
テップ５０２で、押し付け圧力の変化が、検知器の出力を線形計量することによ
って補正される。ステップ５０６で、平行移動及び／又は回転の変位が、校正係
数を再マッピングすることによって補償される。これは、収縮末期及び拡張末期の圧力値の増減として追跡できる。１つの検知
器又は検知器出力の輪郭に大きな変化が生じた場合、それはセンサーの変位を示
すので、センサー位置の補正を行うことが必要となる。そのような変位を補正す
るために、我々は、各画像フレームの、校正の間に取得された対応する画像フレ
ームに対する平行移動及び／又は回転の値を計算することができる。解は、回転
及び平行移動の変位の平均的な見積もりである。校正スケールファクターに変換
が適用されると、補正する際に、変位下で先に誤って校正されたの血圧値にエラ
ーが生じる。１つの画像の座標ｘ、ｙと、変換後の画像の座標ｕ，ｖとの間のア
フィン変換は、

【００６７】

【数１】と表すことができる。

【００６８】パラメータは、Ｔ_u，Ｔ_vによる平行移動変換と、以下のように表される角度θ
の回転変換の両方を示す。

【００６９】

【数２】

【００７０】

【数３】

【００７１】測定された皮膚の変形、血圧値にマッピングされる変数、独立変数としての平
均押し付け圧力の間に乖離があると、我々は、更に正確な血圧値を計算する際に
平均ＨＤＰを測定し、利用することができる。例えば、収縮末期又は拡張末期の
血圧値が下がれば、それは心理的な事象又は皮膚の表面上のセンサーの平均ＨＤ
Ｐにおける変化によるものかもしれない。我々は、反射表面の下に配置された歪
みゲージによって、皮膚上の平均センサーＨＤＰを測定することができる。その
ような測定値も校正値の一部として、見積もられた血圧について更に正確な報告
を得るために、校正された値からの僅かな変動でも補正することができる。平均
ＨＤＰと光検知器出力との間の関係も、線形等式で表される。そのような線形等
式は、多数の測定された平均押し付け圧値、対、反射表面の特定変形に関する、
対応する光検知器出力値との間での一次の最小２乗多項線適合の既知の方法によ
って取得することができる。そのような関係は、Ｚ（ｔ）＝ｃＨＤＰ（ｔ）＋ｄ
で表され、ここでＺ（ｔ）は、ＨＤＰ（ｔ）による時間ｔでのｍＶ単位の光検知
器の出力であり、ＨＤＰ値は測定時間ｔに測定されている。係数ｃ及びｄは、そ
れぞれスケールファクターとオフセットファクターである。ｍｍＨｇへの校正マ
ッピングでは、Ｙ（ｔ）は測定されたＨＤＰの変動の影響を受け、Ｙ^s（ｔ）＝
ａ_s（Ｘ^s（ｔ）＋ΔＺ（ｔ））＋ｂ_sで表され、ここにΔＺ（ｔ）＝ｃ（ＨＤＰ
（ｔ）_current―ＨＤＰ_calibration）である。

【００７２】図２２の補償手順４０４の変形例を図２３に示す。押し付け圧力が計測された
後で、プロセスは、校正値と比べて大きな変化があるかどうかをステップ５０８
で調べる。大きな変化がある場合は、押し付け圧力が大きく変化したので、出力
信号の血圧データへの正確な変換が行えないということを表示し、ユーザーには
センサーを再校正するよう指示が出される。変化が閾値レベルより下にあれば、
ＨＤＰの補償が、ステップ５０２で実行される。ステップ５１２では、校正の間
に、拍動位置の場所又は座標に対するセンサーの最新の方位が計測される。これ
は、既知の相関又は画像処理方法を使って行うことができる。次に、測定値から
センサーの平行移動及び回転が求められる。校正された方位から大きく変化して
いる場合は、ステップ５１６に示されているように校正が繰り返される。さもな
ければ、校正係数を再度マッピングすることによって、患者に対するセンサーの
平行移動又は回転が補償される。

【００７３】平均収縮及び拡張期血圧値を計算するのに、ウインドウ時間平均を多数の拍動
に亘って適用することもできる。つまり、瞬間値の代わりに、収縮及び拡張期血
圧値の最新の３回の読みの平均値が報告される。それによって、更に一貫性のあ
る結果が作り出され、報告される血圧の傾向の中の不連続や異常な変動が減少す
る。予測―修正器型のカルマンフィルターをもう一度適用することによって、我々
が計測した血圧の見積と実際の血圧との間に良好な追尾関係を提供することがで
きる。カルマンフィルターから予測される値は、測定値の潜在的なエラーを補正
するのに用いることができる。これは、報告された血圧値内に残留エラー（実際
の血圧値と見積もられた血圧値との間の差異）が蓄積していくのを防ぐのに役立
つ。近接した追尾関係は、長時間にわたってモニタリングが行われるような血圧
値の連続モニタリングにおいては特に重要である。

【００７４】生理学的追加データを取得するためのセンサー使用血圧及び脈拍圧を報告することに加えて、脈動による皮膚の変位の変化の速度
を計算することによって、動脈のコンプライアンを評価することもできる。計測
された検知器信号は、時間内の皮膚の変位、即ち皮膚の運動速度を示す。一次導
関数は皮膚運動の加速度値となり、基本的に、それが、脈動の間に圧力を投入す
る動脈の応答の速度を表す。これは、表示されている動脈の弾性の度合いと直接
に相関がある。センサーの検知分野は皮膚領域の全平面に広がっており、我々は１つのセンサ
ーではなく光検知器の格子を持っているので、動脈内の脈圧波の流れのダイナミ
ックな画像を作ることができる。我々は、そのような拍動波から血流速度のよう
な情報を抽出することができ、それは、拍動が、特定の時間間隔で既知の距離を
横切りセンサーの視野に亘って動く際に測定することができる。このような既知
の距離は、光検知器の密度とサイズが既知である光検知器格子内の光検知器中心
の間の離れ具合が分かれば、求めることができる。脈動は視野内では何れの方向
にも伝播でき、その方向に関係なく伝播速度を計測することができる。血流速度
は、収縮及び拡張事象がセンサー内の異なる距離ポイントでマークされる速度と
して示される。更に、脈拍数は、選択された時間間隔毎に収縮及び拡張事象が起こる割合とし
て測定することができる。

【００７５】以上、好適な実施例を特定的に説明してきた。当業者であれば、説明した実施
例の光学、電気及び機器的設計に対して、修正及び変更を加えることができるこ
とを理解頂けるであろう。本発明の真の範囲は、特許請求の範囲を参照して決定
されるものである。

【図面の簡単な説明】

【図１】手首の橈骨動脈領域において患者から血圧データを取得するための光センサの
斜視図である。

【図２】図１の光センサの断面図であり、センサ内において光源からの放射がセンサの
反射性表面に垂直に導かれる技法を示している。

【図３】図１のセンサの断面図であり、使用中に、放射源からの光が血液の脈動に起因
する皮膚のたわみによってセンサ内の反射性表面により分散され、これらの分散
パターンがセンサ内の感光素子のアレイによって検出される技法を示している。

【図４】センサの代替実施の形態の断面図である。

【図５】現在では好ましい光検出器の実施の形態における図１の感光素子のアレイの平
面図である。

【図６】図２のセンサの６−６矢視平面図であり、６×６光検出器のアレイからなる検
出器アレイと、３×３レーザダイオードのアレイからなる光源とを示している。

【図７】単一の光源をｎ光検出器のアレイと共に使用するセンサの代替配列の平面図で
ある。

【図８】図２及び６の実施の形態におけるレーザダイオードのアレイの平面図である。

【図９】高分解能光検出器アレイによって取得される皮膚表面画像のシミュレーション
である。

【図１０】単一の検出器の出力を時間の関数として示すグラフであり、センサ出力と血圧
値との間の関係を示している。

【図１１】センサのための抑えつけ圧力を時間の関数として示すグラフである。

【図１２】無線送信方法を使用してセンサが遠隔位置のベースユニットと通信するように
なっている実施の形態における図２のセンサのためのエレクトロニクスのブロッ
ク図である。

【図１３】センサデータを処理して血圧データを取得するベースユニットのブロック図で
ある。

【図１４】光センサが血圧データを取得するための本発明の方法を示すフローチャートで
ある。

【図１５】Ａ及びＢは、図１４の較正ステップをより詳細に示すフローチャートである。

【図１６】図１４の画像取得手順をより詳細に示すフローチャートである。

【図１７】図１６の検出器輪郭マッピング及び一貫性検査手順をより詳細に示すフローチ
ャートである。

【図１８】図１６の検出器輪郭マッピング及び一貫性検査手順を示す別のフローチャート
である。

【図１９】図１６のフィルタ画像手順のフローチャートである。

【図２０】図１６のゲーティング手順のフローチャートである。

【図２１】図２０のゲーティング手順のより詳細なフローチャートである。

【図２２】図１４の補償手順のフローチャートである。

【図２３】図２２の補償手順のより詳細なフローチャートである。

【図２４】血圧（ｍｍＨｇ）を時間の関数として示すグラフであり、収縮期及び弛緩期圧
力を測定するためにゲーティングウィンドウを適用する技法を示している。

【図２５】較正ステップにおいて遂行される収縮期及び弛緩期測定イベント中の血圧及び
単一光検出器の測定のグラフである。明細書の式（１）の較正係数を求めるため
に、線形多項式最良適合アルゴリズムがデータ点に対して適用される。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＢＺ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者ングリチャードアメリカ合衆国イリノイ州 60013 ケアリチャンサリーレーン 979 (72)発明者ゲームサンジャーアメリカ合衆国ヴァージニア州 23321 チェサピークメドウグリーンコート 2822 (72)発明者オルソンウィリアムアメリカ合衆国イリノイ州 60064 レイクヴィラウェストレイクアヴェニュー 21595 Ｆターム(参考） 4C017 AA08 AA09 AB02 AC28 BC30

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】患者の肉体に押圧設置された光学血圧センサーを利用して、
患者から血圧データを得る方法であって、センサーは感光素子の２次元配列を備
え、（１）光センサーを較正する工程を含み、該較正する工程は、光センサーを利
用して、患者の肉体の一部の少なくとも１つのディジタル化２次元較正画像を得
る工程と、これと実質的に同時に患者から血圧測定結果を得る工程と、血圧測定
結果を少なくとも１つの較正画像の少なくとも一部と比較し、それにより、少な
くとも１つの較正画像の少なくとも一部と血圧測定結果との間の較正関係を得る
工程とを有し、（２）患者から血圧データを得ている期間中に患者の肉体の上記部分のディジ
タル化２次元画像を実質的に得る工程と、（３）少なくとも１つの較正画像の少なくとも一部について得られた較正関係
を第２の画像の対応部分に適用し、それにより、血圧データを得る工程とを更に
含む、方法。
【請求項２】前記較正画像の前記部分は、実質的に同一の画像強度値を有
している前記第１の画像中の１組の位置を含んでおり、前記較正関係は該１組の
位置について得られる、請求項１に記載の方法。
【請求項３】前記較正画像の前記部分は、前記画像中の１個の位置を含ん
でおり、前記較正関係は画像中の１個の位置について得られ、また、前記第２の
画像の前記対応する部分は該画像中の該１個の位置を含んでいる、請求項１に記
載の方法。
【請求項４】前記較正画像の前記部分は、実質的に互いに異なる画像強度
値を有している前記第１の画像中の１組の位置を含んでおり、前記較正関係は１
組の位置について実施される、請求項１に記載の方法。
【請求項５】前記較正工程の期間中に前記光センサーと患者との間に付与
される第１の抑えつけ圧を測定する工程と、前記第２の画像を得る期間中に光セ
ンサーと患者との間に付与される第２の抑えつけ圧を測定する工程と、第１の抑
えつけ圧を第２の抑えつけ圧と比較する工程と、第１の抑えつけ圧と第２の抑え
つけ圧の間の比較に従って、血圧データをスケーリングする工程とを更に含む、
請求項１に記載の方法。
【請求項６】前記較正画像の獲得と前記第２の画像の獲得との間に発生す
る患者に関連する前記光センサーの回転運動または並進運動を補償する工程を更
に含む、請求項１に記載の方法。
【請求項７】前記補償する工程は、前記較正画像と前記第２の画像とにア
ルゴリズムを適用して、前記第１の２次元画像と前記第２の２次元画像の少なく
とも一部の並進運動または回転運動を決定する工程と、並進運動または回転運動
に応じて新たな１組の較正関係を生成する工程とを含む、請求項６に記載の方法
。
【請求項８】前記較正画像の少なくとも一部に対応する感光素子からの出
力信号が前記第２の画像について感光素子からの出力信号のディジタル値と所定
の閾値量だけ異なっている場合には、前記較正工程は、前記工程（３）で実施さ
れた適用工程に反応して開始される、請求項６に記載の方法。
【請求項９】前記較正画像および前記第２の２次元画像の前記部分に対応
する多数の感光素子からの出力信号の有効性チェックを実施する工程を更に含む
、請求項１に記載の方法。
【請求項１０】データ収集期間にわたって多数のディジタル化２次元画像
を生成する工程と、多数の画像の各々について前記工程（３）を実施する工程と
を更に含む、請求項１に記載の方法。
【請求項１１】カルマンフィルタを前記ディジタル化２次元画像に適用す
る工程を更に含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】有限インパルス反応フィルタを前記多数の２次元画像のう
ちの少なくとも１つに適用する工程を更に含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１３】ゲーティング領域パラメータを測定する工程と、ゲーティ
ング領域の期間に得られた前記多数の２次元画像について前記工程（３）を実施
する工程とを更に含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１４】前記多数の２次元画像における連続画像から判定された皮
膚変位の変化率から動脈コンプライアンスを推定する工程を更に含む、請求項１
０に記載の方法。
【請求項１５】測定された時間間隔にわたって前記多数の２次元画像にお
ける連続画像から脈拍速度を測定する工程を更に含む、請求項１０に記載の方法
。
【請求項１６】測定された時間間隔にわたって前記多数の２次元画像にお
ける連続画像から血流速度を測定する工程を更に含む、請求項１０に記載の方法
。
【請求項１７】前記多数の２次元画像から前記血圧データの平均値をとる
工程を更に含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１８】前記配列は、前記位置で名目上は患者の肉体に垂直に配向
された放射源から伝達された光から散乱パターンを検出する光検出素子の２次元
配列を備えている、請求項１に記載の方法。
【請求項１９】前記光源はコヒーレント電磁光放射源を備えている、請求
項１８に記載の方法。
【請求項２０】前記工程（３）は、前記光学血圧センサーに組み込まれた
算出用プラットフォームにより実施される、請求項１に記載の方法。
【請求項２１】前記工程（３）は、前記光学血圧センサーから遠隔にある
算出用プラットフォームで実施される、請求項１に記載の方法。
【請求項２２】前記光学血圧センサーは、前記配列から前記算出用プラッ
トフォームを組み入れている遠隔ベースユニットまで出力データを送信するため
のワイヤレス送信装置を更に備えている、請求項２１に記載の方法。
【請求項２３】前記遠隔ベースユニットは、前記光学血圧センサーに配置
命令またはデータ獲得命令を送信するためのワイヤレス送信装置を更に備えてい
る、請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】前記光学血圧センサーは、前記工程（３）を実施するため
の１組の命令を含む機械読取り可能な記憶媒体を更に備えている、請求項１に記
載の方法。
【請求項２５】感光素子の２次元配列からの出力信号を処理して、血圧デ
ータを生成する方法であって、感光素子の２次元配列は、患者の体表に設置され
て患者の血流に反応して患者の肉体の運動についての光学情報を得るようにした
光学血圧センサーに組み入れられており、１個または１組の感光素子からの出力信号と出力信号との間の較正関係を生成
して既知の血圧測定値とする工程と、光学血圧センサーにより、患者について血圧情報を求めている期間中に患者の
体表の２次元画像を得る工程と、２次元画像をディジタル処理し、それにより、ディジタル出力値の２次元配列
を獲得する工程とを含み、出力値としては、１個または１組の感光素子について
の出力値があり、１個または１組の感光素子に対応するディジタル出力値の配列の一部に較正関
係を適用し、それにより、血圧データを得る工程を更に含む、方法。
【請求項２６】前記較正関係は、血圧と、前記１個または１組の感光素子
からのディジタル出力信号との間の線形スケーリング関係を含んでいる、請求項
２５に記載の方法。
【請求項２７】前記１個または１組の感光素子は、前記配列中の１個の感
光素子を含んでいる、請求項２５に記載の方法。
【請求項２８】前記１個または１組の感光素子は、前記既知の血圧測定に
おけるのと実質的に類似した出力信号を有している１組の感光素子を含んでいる
、請求項２５に記載の方法。
【請求項２９】前記較正関係は、前記既知の血圧と前記配列中の複数の個
別の感光素子からの複数の出力信号との間の複数の線形スケーリング関係を含ん
でおり、線形スケーリング関係は、の様式をとり、ここでは、Ｙ^s,dは心収縮期の事象および心弛緩期の事象についての血圧であ
り、（n,m）は１個または複数個の個別の感光素子のｎ×ｍ配列における感光素
子であり、Ｘ(n,m) は出力信号値であり、ａ_n,m ^s,dおよびｂ_n,m ^s,dは各感光素子
ごとの心収縮期の事象および心弛緩期の事象の期間中の較正係数であり、配列の
較正期間中に決定される、請求項２６に記載の方法。
【請求項３０】前記光センサーと患者との間に最初から付与されていた抑
えつけ圧と、較正抑えつけ圧と、前記２次元画像が得られた時の抑えつけ圧との
変動に従って前記血圧データをスケーリングする工程を更に含む、請求項２５に
記載の方法。
【請求項３１】前記較正関係の獲得と前記２次元画像の獲得との間に発生
した患者に関連する前記光センサーの回転運動または並進運動を補償する工程を
更に含む、請求項２５に記載の方法。
【請求項３２】前記２次元画像の前記部分に対応する多数の感光素子から
の出力信号の有効チェックを実施する工程を更に含む、請求項２５に記載の方法
。
【請求項３３】データ収集期間にわたって多数のディジタル化２次元画像
を生成する工程と、多数の画像の各々について前記ディジタル処理工程と前記適
用工程とを実施する工程を更に含む、請求項２５に記載の方法。
【請求項３４】前記ディジタル化２次元画像にカルマンフィルタを適用す
る工程を更に含む、請求項３３に記載の方法。
【請求項３５】前記多数の２次元画像のうちの少なくとも１つに有限イン
パルス反応フィルタを適用する工程を更に含む、請求項３３に記載の方法。
【請求項３６】ゲーティング領域パラメータを測定する工程と、ゲーティ
ング領域の機関に前記多数の２次元画像を得る工程とを更に含む、請求項３３に
記載の方法。
【請求項３７】前記多数の２次元画像における連続画像から判定される皮
膚変位の変化率から動脈コンプライアンスを推定する工程を更に含む、請求項３
３に記載の方法。
【請求項３８】測定された時間間隔にわたって前記多数の２次元画像にお
ける連続画像から脈拍速度を測定する工程を更に含む、請求項３３に記載の方法
。
【請求項３９】測定された時間間隔にわたって前記多数の２次元画像にお
ける連続画像から血流速度を測定する工程を更に含む、請求項３３に記載の方法
。
【請求項４０】前記多数の２次元画像から得られたデータから前記血圧デ
ータの平均値をとる工程を更に含む、請求項３３に記載の方法。
【請求項４１】前記配列は、前記位置において名目上は患者の肉体に垂直
に配向された放射源から伝達された光から散乱パターンを検出する光検出素子の
２次元配列を含んでいる、請求項２５に記載の方法。
【請求項４２】前記光源はコヒーレント電磁光放射源を含んでいる、請求
項４１に記載の方法。
【請求項４３】前記適用工程は、前記光学血圧センサーに組み込まれた算
出用プラットフォームにより実施される、請求項２５に記載の方法。
【請求項４４】前記適用する工程のうちの少なくとも１つの工程は、前記
光学血圧センサーから遠隔の算出用プラットフォームで実施される、請求項２５
に記載の方法。
【請求項４５】前記光学血圧センサーは、前記配列から前記算出用プラッ
トフォームを組み入れた遠隔ベースユニットまで出力データを送信するワイヤレ
ス送信装置を更に備えている、請求項４３に記載の方法。
【請求項４６】前記遠隔ベースユニットは、配置命令またはデータ獲得命
令を前記光学血圧センサーに送信するワイヤレス送信装置を更に備えている、請
求項４４に記載の方法。
【請求項４７】前記光学血圧センサーは、センサーに組み込まれたユーザ
ーインターフェイスによって直接的にか、または、遠隔モニタを遠隔利用するか
、いずれかによって、血圧読み出し結果をユーザーに報告する、請求項２５に記
載の方法。
【請求項４８】前記配列は電荷結合装置を備えている、請求項１に記載の
方法。
【請求項４９】前記配列は電荷結合装置を備えている、請求項２５に記載
の方法。
【請求項５０】前記センサーは、患者の手首の周囲に装着するようにした
装置に組み込まれている、請求項１に記載の方法。
【請求項５１】前記センサーは、患者の手首の周囲に装着するようにした
装置に組み込まれている、請求項２５に記載の方法。
【請求項５２】前記補償工程は、較正画像と前記２次元画像とにアルゴリ
ズムを適用し、較正画像と２次元画像の少なくとも一部の並進運動または回転運
動を判定する工程と、並進運動または回転運動に応じて新たな較正関係を生成す
る工程とを含んでいる、請求項３１に記載の方法。
【請求項５３】較正関係を生成する前記工程は、心収縮期の事象と心弛緩
期の事象との期間中に患者の複数の血圧測定を実施する工程と、これと実質的に
同時に、前記配列から複数の２次元画像を得る工程と、血圧測定と配列中の複数
の感光素子からの出力との間の較正関係を複数の２次元画像から得る工程とを含
んでいる、請求項２５に記載の方法。
【請求項５４】前記較正工程は、心収縮期の事象と心弛緩期の事象との期
間中に患者の複数の血圧測定を実施する工程と、これと実質的に同時に、前記配
列から複数の２次元画像を得る工程と、血圧測定と配列中の複数の感光素子から
の出力との間の較正関係を複数の２次元画像から得る工程とを含んでいる、請求
項１に記載の方法。