JP2017532079A

JP2017532079A - 温度及び熱輸送特性の分析のための表皮デバイス

Info

Publication number: JP2017532079A
Application number: JP2017507720A
Authority: JP
Inventors: ジョンエー．ロジャース，; リガオ，; マリーアルチュク; ヴィクターマリーアルチュク，; リチャードチャドウェッブ，
Original assignee: ザボードオブトラスティーズオブザユニヴァーシ; ザボードオブトラスティーズオブザユニヴァーシティーオブイリノイ
Priority date: 2014-08-11
Filing date: 2015-08-11
Publication date: 2017-11-02
Also published as: EP3179902A4; WO2016025438A1; CA2958168A1; US20220225882A1; EP3179902B1; KR20170041872A; EP3179902A1; US11160458B2; CN106999060A; US20180014734A1; WO2016025438A9

Abstract

組織装着のデバイスと、皮膚などの組織の熱輸送特性（例えば、熱伝導率、熱拡散率、熱容量）を監視するための方法とが開示される。デバイスは、組織に共形に装着し、１つ又は複数の熱アクチュエータと複数のセンサとを備える。アクチュエータは熱をセンサに加え、センサは、加熱から生じる生理学的組織パラメータ又は物理的特性の時空分布を検出する。この時空情報は、血流の速さ、速度、及び／又は方向、血管の閉塞の存在、炎症による循環変化、水和レベル、並びに他の生理学的パラメータと相互に関連付けできる。【選択図】図２８ｂ−ｄ

Description

発明の詳細な説明

［関連出願の相互参照］
[001]本出願は、２０１４年８月１１日に出願された米国仮特許出願第６２／０３５，８６６号の便益及び優先権を主張し、その仮特許出願は、本明細書によって、参照によりその全体において組み込まれている。

［連邦政府資金による研究開発の記載］
[002]本発明は、ＮａｔｉｏｎａｌＳｃｉｅｎｃｅＦｏｕｎｄａｔｉｏｎによって授与されたＤＧＥ−１１４４２４５と、ＮａｔｉｏｎａｏｌＩｎｓｔｉｔｕｔｅｓｏｆＨｅａｌｔｈによって授与された１ＺＩＡＨＬ００６０１２０４との下での政府支援で行われた。政府は本発明における特定の権利を有している。

［背景］
[003]ウェアラブル電子機器は、ある範囲の技術、産業、及び消費者製品に幅広く影響を与える可能性を持った種類のシステムである。ウェアラブルシステムにおける進歩は、一部において、身体と適合できるデバイス形態因子を用いて実施される新たな機能性を適用する新たな材料及びデバイス構造の開発によって押し進められている。例えば、メガネ、手首バンド、履物などの身体装着の形態因子で提供される小型の携帯型電子機器及び／又はフォトニックシステムを利用するウェアラブル消費者製品が利用可能である。低消費電力運転、無線通信、及び、身体との境界面のための新規の一体化スキームと適合されている空間的に柔順な形態で高度な電子的及びフォトニックな機能を組み込むスマートテキスタイル及び伸長可能／柔軟な電子システムを含め、新たなデバイスプラットフォームも、ウェアラブル技術の用途の範囲を拡大するために開発されている。（例えば、Ｋｉｍら、Ａｎｎｕ．Ｒｅｖ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．２０１２．１４；１１３〜１２８；Ｗｉｎｄｍｉｌｌｅｒら、Ｅｌｅｃｔｒｏａｎａｌｙｓｉｓ；２０１３、２５、１、２９〜４６；Ｚｅｎｇら、Ａｄｖ．Ｍａｓｔｅｒ．、２０１４、２６、５３１０〜５３３６；Ａｈｎら、ＪＰｈｙｓ．Ｄ：Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．、２０１２、４５、１０３００１を参照）。

[004]組織装着システムは、健康管理、感知、運動認識、及び通信における様々な用途を支援するある種類のウェアラブルシステムを表している。表皮電子機器における最近の進歩は、例えば、機械的に堅牢で皮膚との物理的に密接な接触を可能にする物理的な形式で提供される皮膚装着電子システムの種類を提供する。特定の種類の表皮電子システムが、例えば、高性能で伸長可能及び／又は超薄型の機能性材料を、柔らかく曲線で時間変動する皮膚の表面との共形の接触を確立及び維持するために有用であるデバイス形状で実施されている柔らかい弾性基材と組み合わせて、開発されている。（例えば、米国特許出願公開第２０１３／００４１２３５号；Ｗ．−Ｈ．Ｙｅｏ、Ｙ．−Ｓ．Ｋｉｍ、Ｊ．Ｌｅｅ、Ａ．Ａｍｅｅｎ、Ｌ．Ｓｈｉ、Ｍ．Ｌｉ、Ｓ．Ｗａｎｇ、Ｒ．Ｍａ、Ｓ．Ｈ．Ｊｉｎ、Ｚ．Ｋａｎｇ、Ｙ．Ｈｕａｎｇ、及びＪ．Ａ．Ｒｏｇｅｒｓ、「ＭｕｌｔｉｆｕｎｃｔｉｏｎａｌＥｐｉｄｅｒｍａｌＥｌｅｃｔｒｏｉｃｓＰｒｉｎｔｅｄＤｉｒｅｃｔｌｙＯｎｔｏｔｈｅＳｋｉｎ」、ＡｄｖａｎｃｅｄＭａｔｅｒｉａｌｓ２５、２７７３−２７７８（２０１３）を参照）。新たな種類の表皮電子システムの採用に欠かせないのは、個人の健康管理評価及び臨床医薬を含むこの技術のための幅広い用途を支援するデバイスの引き続きの開発である。

[005]組織装着システムが、ウェアラブル電子機器における急速に生まれてきている用途を支援するために必要とされることが、前述から理解されるものである。例えば、生理学的及び環境の感知において様々な技術用途を支援するために、新たな感知、読み出し、及び分析の様式を提供することといった、新たな表皮システムが必要とされている。

［発明の概要］
[006]本発明は、組織装着された電子システム及びフォトニックシステムのためのシステム及び方法を提供する。一部の実施形態のデバイスは、内部及び外部の組織についての生体内での生体測定感知を含む、組織種類の範囲との長期間の機械的に堅牢な共形の一体化を達成することと適合できる柔軟で伸長可能なデバイスのアーキテクチャにおける熱感知及び作動を実施する。一部の実施形態の組織装着された電子システム及びフォトニックシステムは、組織の熱輸送特性の空間的及び／又は時間的に分解された感知を達成する一方で組織への不都合な物理的影響を最小限にするために、熱作動を、柔らかいエラストマ基材に配列形式で提供された比色的及び／又は電子的な熱感知と組み合わせる。一部の実施形態の組織装着された電子システム及びフォトニックシステムは、水和状態及び／又は脈管構造の情報（例えば、血流の速さ及び方向）を含む、組織の生理学的及び／又は物理的な特性の範囲に関する情報を提供できる堅牢な熱輸送の感知を可能にする。一部の実施形態の組織装着された電子システム及びフォトニックシステムは、接着剤又は中間結合構造を用いた組織及び展開の表面における直接的な付着など、展開モードの範囲と適合可能な機械的な特性を提供する低い効果的な弾性率と小さい厚さとを有する。

[007]本発明のシステム及び方法で有用なフォトニック構造は、組織パラメータ又は環境パラメータを特徴付けるのに有用である光学特性を有する、比色分析又は蛍光分析の指示薬など、光学的な指示薬を組み込む構造体を含む。実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、異なる比色分析及び／又は蛍光分析の指示薬に対応する画素を含むデバイスを備える、比色指示薬、蛍光指示薬、又は両方を備える。本発明は、埋め込まれた構造及び／又は封止された構造を含む指示薬を組み込んでいるフォトニック構造の範囲と適合可能である。実施形態では、例えば、フォトニック構造は、例として、積層、埋め込み層、又は封止層などの１つ又は複数の封止構造によって封止されている指示薬を有するミクロ封止された構造及び／又はナノ封止された構造である。実施形態では、ミクロ封止された構造及び／又はナノ封止された構造は、生物流体などの組織に由来する材料（複数可）の組織と物理的、熱的、光学的、又は電気的な接触にある。

[008]実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、イオン発色性染料、ｐＨ指示薬、キレート剤、フルオロフォア、又は感光染料である比色指示薬を備える。実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、温度、電磁放射への曝露、又は、組織由来の組織若しくは材料の化学的組成を特徴付けるためのフォトニック応答を発生することができる比色指示薬を備える。実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、組織パラメータの変化において吸収、発信、又は散乱される光の波長における測定可能な変化を受ける熱変色性液晶を備える比色指示薬を備える。実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、組織の温度における変化において吸収、発信、又は散乱される光の波長における測定可能な変化を受けるキラルネマチック液晶を備える比色指示薬を備える。

[009]実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、組織、又は、生体液などの組織に由来する材料の組成又は特性に応答して吸収、発信、又は散乱される光の波長における測定可能な変化を受けるイオン発色性染料を備える比色指示薬を備える。実施形態では、例えば、生体液の組成又は特性が、ｐＨにおける変化、遊離銅イオンの濃度、又は鉄イオンの濃度に対応する。実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、紫外線放射への曝露に応答して色の測定可能な変化を受ける比色指示薬を備える。実施形態では、例えば、フォトニック構造は、組織において、又は、生体液などの組織に由来する材料において、生体指標との接触において光学的特性を変化させる比色指示薬又は蛍光指示薬を含む。

[0010]実施形態では、例えば、画素化された配列は、固定された色を有するドットなど、１つ又は複数の較正画素をさらに備える。

[0011]実施形態では、例えば、デバイスは、伸長可能又は柔軟な基材によって支持され、フォトニック構造と光通信して任意選択で提供された１つ又は複数の光学的な構成要素を、さらに備える。実施形態では、例えば、光学的な構成要素は、光回収光学的構成要素、集光光学的構成要素、光拡散光学的構成要素、光分散光学的構成要素、及び光濾過光学的構成要素のうちの１つ又は複数である。実施形態では、例えば、光学的構成要素は、レンズ、レンズ配列、反射体、反射体の配列、導波路、導波路の配列、光学的被覆、光学的被覆の配列、光学的濾過、光学的濾過の配列、光ファイバ要素、及び光ファイバ要素の配列のうちの１つ又は複数である。

[0012]本フォトニックデバイスの、デバイスのレベルの機械的特性、熱的特性、電子的特性、及び光学的特性は、技術用途の範囲を支援するのに重要である。実施形態では、例えば、デバイスは、デバイスとの境界面において、組織の弾性率の１０００倍以内を有し、任意選択で１０倍以内を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、１００ＭＰａ以下の平均弾性率を有し、任意選択で一部の実施形態については、５００ｋＰａ以下の平均弾性率を有し、任意選択で一部の実施形態については、２００ｋＰａ以下の平均弾性率を有し、任意選択で一部の実施形態については、１００ｋＰａ以下の平均弾性率を有する。一部の実施形態では、例えば、デバイスは、０．５ｋＰａ〜１００ＭＰａの範囲にわたって選択されている平均弾性率を有し、任意選択で一部の実施形態については、０．５ｋＰａ〜５００ｋＰａの範囲にわたって選択されている平均弾性率を有し、任意選択で一部の実施形態については、１ｋＰａ〜２００ｋＰａの範囲にわたって選択されている平均弾性率を有する。

[0013]デバイスの物理的寸法及び特性を組織の物理的寸法及び特性に適合する（ｍａｔｃｈｉｎｇ）ことは、堅牢な共形の接触を達成するために、一部の実施形態では有用な設計の戦略である。実施形態では、例えば、デバイスは、境界面における組織の平均弾性率の１００倍以下の平均弾性率を有し、任意選択で１０倍以下の平均弾性率を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、３０００ミクロン以下の平均厚さを有し、任意選択で一部の実施形態について、１０００ミクロン以下の平均厚さを有する。実施形態では、例えば、デバイスは、１〜１０００ミクロンの範囲にわたって選択されている平均厚さを有する。一部の実施形態では、デバイスは、１ｍＮｍ以下の正味曲げ剛性を有し、任意選択で一部の実施形態については、１ｎＮｍ以下の正味曲げ剛性を有し、任意選択で一部の実施形態では、０．１ｎＮｍ以下の正味曲げ剛性を有し、任意選択で一部の実施形態については、０．０５ｎＮｍ以下の正味曲げ剛性を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、０．０１ｎＮｍ〜１Ｎｍの範囲にわたって選択されている正味曲げ剛性を有し、任意選択で一部の用途については、０．０１〜１ｎＮｍの範囲にわたって選択されている正味曲げ剛性を有し、任意選択で一部の実施形態については、０．１〜１ｎＮｍの範囲にわたって選択されている正味曲げ剛性を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、１００ｍｇｃｍ^−２以下の面積質量密度（ａｒｅａｌｍａｓｓｄｅｎｓｉｔｙ）を有し、任意選択で一部の用途については、１０ｍｇｃｍ^−２以下の面積質量密度を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、０．１ｍｇｃｍ^−２〜１００ｍｇｃｍ^−２の範囲にわたって選択されている面積質量密度を有し、任意選択で一部の用途については、０．５ｍｇｃｍ^−２〜１０ｍｇｃｍ^−２の範囲にわたって選択されている面積質量密度を有する。実施形態では、デバイスは、例えば、機械的な不具合なくこの度合いまでの伸長を受けることができることによって、５％以上の伸長性、任意選択で一部の適用については５０％以上の伸長性、任意選択で一部の適用については１００％以上の伸長性によって特徴付けられる。実施形態では、デバイスは、例えば、機械的な不具合なくこの度合いまでの伸長を受けることができることによって、５％〜２００％の範囲から選択されている伸長性、任意選択で一部の適用については２０％〜２００％の範囲から選択されている伸長性によって特徴付けられる。

[0014]実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、組織、又は、生体液などの組織に由来する材料の組成における変化に応答して吸収、発信、又は散乱される光の波長における測定可能な変化を受けるイオン発色性染料を備える比色指示薬を備える。実施形態では、例えば、生体液の組成における変化は、ｐＨにおける変化、遊離銅イオンの濃度、又は鉄イオンの濃度に対応する。実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、紫外線放射への曝露に応答して色の測定可能な変化を受ける比色指示薬を備える。実施形態では、例えば、フォトニック構造は、組織において、又は、生体液などの組織に由来する材料において、生体指標との接触において光学的特性を変化させる比色指示薬又は蛍光指示薬を含む。

[0015]一態様では、本発明は、生物学的環境における組織との境界面のためのデバイスを提供し、そのデバイスは、（ｉ）柔軟又は伸長可能な基材と、（ｉｉ）柔軟又は伸長可能な基材によって支持された、組織の熱輸送特性を特徴付けるための１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサとを備え、柔軟又は伸長可能な基材、１つ又は複数の熱アクチュエータ、及び複数の熱センサは、デバイスが組織の表面との共形の接触を確立することができるように、正味曲げ剛性（及び／又は、ヤング率）を提供する。実施形態では、例えば、デバイスは、組織の物理的、化学的、及び／又は生理学的な特性を特徴付けるために、組織を熱的に感知及び作動するためのものである。実施形態では、デバイスは、例えば、組織の表面において、若しくは、組織の表面の下で、組織の物理的、化学的、及び／若しくは環境的な特性の特徴付けと関連している、並びに／又は、例えば血液などの生物流体といった組織に由来する材料に対応する空間的及び／若しくは時間的な特徴付け組織パラメータのためのものである。実施形態では、例えば、デバイスは、生体内での生物学的環境において組織を熱で感知及び作動するためのものである。実施形態では、デバイスは、例えば、表面と共形の境界面とされ、組織表面と物理的に接触しているデバイスといった、組織装着のデバイスである。

[0016]実施形態では、例えば、１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサは、例えば、組織の表面における位置の関数として、又は、１つ若しくは複数の生理学的な特徴（例えば、血管系の特徴）との関連で、組織の熱輸送特性を空間的に特徴付ける。実施形態では、例えば、１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサは、時間の関数としての熱輸送など、組織の熱輸送特性を時間的に特徴付ける。実施形態では、例えば、熱センサは、例えば、生理学的機能、組織の全体の健康、及び組織の診断評価との関連で、１つ又は複数の熱アクチュエータによって提供される加熱から生じる温度の時空分布を特徴付けるためのものである。

[0017]本方法は、組織の熱的、生理学的、及び物理的な特性の範囲の特徴付けのために有用である。実施形態では、例えば、熱輸送特性は、熱伝導率、熱拡散率、熱容量、又はこれらの組合せである。実施形態では、例えば、熱輸送特性は、水和状態、炎症状態、閉塞状態、及びこれらの任意の組合せから成る群から選択されている組織特性と相互に関連する。実施形態では、例えば、熱輸送特性は、大血管の血流方向、大血管の血流速度、微小血管の血流方向、微小血管の血流速度、閉塞の存在、大血管のかん流、微小血管のかん流、炎症による循環変化、及びこれらの任意の組合せから成る群から選択されている生理学的パラメータと相互に関連する。

[0018]本発明の特定の実施形態のデバイスは、組織への影響を最小限にしつつ機械的に堅牢な共形の組織境界面を可能にするように設計された物理的及び化学的な特性及びデバイス形状の組合せを有する。実施形態では、デバイスは、共形の接触を確立すると組織の本来の温度に実質的な影響を与えない。実施形態では、例えば、デバイスは、１０００ミクロン以下の平均厚さを有し、任意選択で一部の実施形態について、１００ミクロン以下の平均厚さを有する。実施形態では、例えば、デバイスは、５０ｍＪｃｍ^−２Ｋ^−１以下の面積当たりの熱質量（ｔｈｅｒｍａｌｍａｓｓｐｅｒａｒｅａ）を有し、一部の用途については、１０ｍＪｃｍ^−２Ｋ^−１以下の面積当たりの熱質量を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、２０ｇｈ^−１ｍ^−２以上のガス透過率を有し、一部の用途については、５ｇｈ^−１ｍ^−２以上のガス透過率を有する。実施形態では、例えば、デバイスは１０ｍｇｃｍ^−２以下の面密度を有する。

[0019]物理的特性及び化学的特性の範囲を有するアクチュエータ及びセンサは、本デバイス及び本方法において有用である。実施形態では、熱アクチュエータ及び熱センサは伸長可能又は柔軟な構造を備える。実施形態では、熱アクチュエータ及び熱センサは薄膜構造を備える。実施形態では、熱アクチュエータ及び熱センサはフィラメント金属構造を備える。実施形態では、例えば、熱センサは１０μｍ以上の空間分解能を提供する。実施形態では、例えば、熱センサは１μｓ以上の時間分解能を提供する。

[0020]実施形態では、例えば、熱アクチュエータ及び熱センサは、例として、２０％以上の、一部の実施形態については５０％以上の、及び一部の実施形態については１００％以上の不具合のない伸長性を呈するといった、柔軟又は伸長可能な構造である。実施形態では、例えば、熱アクチュエータ及び熱センサは、ミクロ構造（例えば、１ミクロン〜１０００ミクロンの範囲から選択された物理的寸法を有する）及び／又はナノ構造（例えば、１ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲から選択された物理的寸法を有する）である。実施形態では、例えば、熱アクチュエータ及び熱センサは、５００ｋＰａ以下の平均弾性率によって特徴付けられる、又は、０．５ｋＰａ〜５００ｋＰａの範囲にわたって選択されている平均弾性率を有する。実施形態では、例えば、熱アクチュエータ及び熱センサは、１０μｍ〜１０００μｍの範囲から選択されている平均横寸法、及び／又は、１μｍ〜１００μｍの範囲から選択されている平均厚さによって特徴付けられる。実施形態では、例えば、熱アクチュエータ及び熱センサは、温度の変化、エネルギーの入力、物理的応力などの刺激に応答した機械的変形が可能である。実施形態では、例えば、１つ又は複数の熱アクチュエータ及び熱センサの少なくとも一部が組織と熱連通している。実施形態では、例えば、熱アクチュエータ及び熱センサの少なくとも一部は、組織の表面と物理的接触、流体連通、光通信、及び／又は電気通信している。

[0021]本発明のデバイスは、正確な組織特徴を提供するために、様々な様式で使用されてもよい。実施形態では、例えば、熱センサのうちの少なくとも１つは、ドリフトを補償するために背景温度を測定するための温度センサである。実施形態では、例えば、熱アクチュエータは、０．１ｍＷｍｍ^−２〜５０ｍＷｍｍ^−２の範囲にわたって選択された電力入力を組織へと提供する。実施形態では、例えば、熱アクチュエータは組織の一定の加熱を提供する。実施形態では、例えば、熱アクチュエータは組織のパルス状加熱を提供する。実施形態では、例えば、熱センサは１つ又は複数の熱アクチュエータに対して対称に配置される。実施形態では、例えば、熱センサのうちの２つは、異方性熱輸送特性の指標として比較データを得るために、熱アクチュエータの両側において適合された対を形成する。実施形態では、異方性熱輸送特性は血流の方向を示す。

[0022]本システム及び本方法の一部の実施形態についての有用な熱アクチュエータ及び熱センサは、個々に組織表面の特定の領域との物理的、光学的、又は熱的な接触での個々の熱アクチュエータ及び熱センサとの配列など、配列で空間的に分配される。配列の形態因子で提供され熱アクチュエータ及び熱センサは、組織表面に対する組織パラメータの空間的な分配など、組織又は組織環境に対応する特徴付け又は空間的な情報を提供するために、特定のシステム及び方法で有用である。実施形態では、例えば、熱アクチュエータ及び熱センサの配列は画素化された配列であり、各々の熱センサ及び熱アクチュエータは、配列の個々の位置に独立して対応する個々の画素を提供する。実施形態では、例えば、個々の画素は、１０μｍ〜１ｃｍの範囲から選択されている平均横寸法を有し、任意選択で一部の実施形態については、１００μｍ〜５００μｍの範囲から選択されている平均横寸法を有し、任意選択で一部の実施形態については、２００μｍ〜５００μｍの範囲から選択されている平均横寸法を有する。実施形態では、例えば、アクチュエータの個々の画素は、センサの個々の画素の面積より９倍大きい面積、任意選択で一部の実施形態については、２０倍大きい面積を有する。実施形態では、例えば、個々の画素は、１μｍ〜１０００μｍの範囲から選択されている平均厚さを有し、任意選択で一部の実施形態については、１０μｍ〜５００μｍの範囲から選択されている平均厚さを有し、任意選択で一部の実施形態については、２０μｍ〜１００μｍの範囲から選択されている平均厚さを有する。実施形態では、例えば、個々の画素は、１０μｍ〜１０００μｍの範囲から選択されている距離だけ、任意選択で一部の実施形態については、１００μｍ〜１０００μｍの範囲から選択されている距離だけ、さらに任意選択で一部の実施形態については、２５０μｍ〜５００μｍの範囲から選択されている距離だけ、他の配列において隣接している画素から離間される。実施形態では、例えば、画素化された配列は、１０〜１，０００，０００個の画素を備え、任意選択で一部の実施形態については、１０〜１００，０００個の画素を備える。実施形態では、例えば、画素化された配列は、１０ｍｍ^２〜２０００ｃｍ^２又は３００ｍｍ^２〜２０００ｃｍ^２の範囲から選択されている設置面積を有する。

[0023]本発明の熱センサ及びアクチュエータは、多様な感知用途を支援する形状の範囲で提供され得る。実施形態では、例えば、熱センサは、１つ又は複数の同心円状の環の中心において熱アクチュエータのうちの１つを有する１つ又は複数の同心円状の環として配置される。実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、ミクロ封止された構造又はナノ封止された構造を備える。現在のシステム及び方法において有用な熱センサは、温度などの１つ又は複数の組織パラメータにおける変化から生じる光学特性における変化を受けることができる、比色分析又は蛍光分析の指示薬など、光学的な指示薬を組み込む構造体を含む。実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、温度の変化において吸収、発信、又は散乱される光の波長における測定可能な変化を受ける熱変色性液晶を備える比色指示薬を備える。実施形態では、例えば、画素のうちの少なくとも一部は、組織の温度における変化において吸収、発信、又は散乱される光の波長における測定可能な変化を受けるキラルネマチック液晶を備える比色指示薬を備える。実施形態では、例えば、画素化された配列は、固定された色を有するドットなど、１つ又は複数の較正画素をさらに備える。

[0024]基材の範囲は、本デバイス及び本方法の実施形態において有用である。一部の実施形態では、基材は機能的基材である。低弾性率及び薄い基材の使用は、層間剥離なく複雑な形態素化を有する組織表面との共形の接触を達成するために、及び、例えば組織の移動の間に、組織の接触面に対するデバイスの移動なく共形の接触を達成するために、一部の実施形態では有用である。選択的に着色された基材又は光学的に不透明の基材の使用は、例えば携帯電子デバイスを用いる画像化を介して、効果的な光学的読み出しにとって十分なコントラストを提供するのに有用である。細孔基材、及び、流体構造（例えば、能動的又は受動的な流体通路）を有する基材は、組織からの流体の特性を特徴付けることができる実施形態にとって有用である。

[0025]実施形態では、例えば、基材は光学的に不透明である。実施形態では、例えば、柔軟又は伸長可能な基材は、組織からの流体を回収又は輸送するための１つ又は複数の流体構造を組み込んでいる。実施形態では、例えば、柔軟又は伸長可能な基材はエラストマを含む。実施形態では、例えば、柔軟又は伸長可能な基材は低弾性率ゴム材料又は低弾性率シリコーン材料である。実施形態では、例えば、柔軟又は伸長可能な基材が生体不活性又は生体適合性の材料である。実施形態では、例えば、柔軟又は伸長可能な基材はガス透過性のエラストマシートを備える。実施形態では、例えば、柔軟又は伸長可能な基材は、１００ＭＰａ以下、１ＭＰａ以下、又は５００ｋＰａ以下の平均弾性率を有する。実施形態では、例えば、柔軟又は伸長可能な基材は、０．５ｋＰａ〜１００ＭＰａ又は０．５ｋＰａ〜５００ｋＰａの範囲にわたって選択されている平均弾性率を有する。実施形態では、例えば、柔軟又は伸長可能な基材は、３ｍｍ以下、１ｍｍ以下、又は１０００ミクロン以下の平均厚さを有する。実施形態では、例えば、柔軟又は伸長可能な基材は、１〜３０００ミクロン又は１〜１０００ミクロンの範囲にわたって選択されている平均厚さを有する。

[0026]本発明のデバイスは、追加のデバイス構成要素の範囲をさらに備え得る。実施形態では、例えば、デバイスは、柔軟又は伸長可能な基材によって支持されている１つ又は複数の追加のデバイス構成要素をさらに備え、デバイス構成要素は、電極、歪みゲージ、光学的な供給源、温度センサ、無線電力コイル、太陽電池、無線通信構成要素、フォトダイオード、微小流体構成要素、誘導コイル、高周波数誘導子、高周波数コンデンサ、高周波数発振器、高周波アンテナ、多重化回路、心電図検査センサ、筋電図検査センサ、脳波検査センサ、電気生理学的センサ、サーミスタ、トランジスタ、ダイオード、抵抗、容量センサ、及び発光ダイオードから成る群から選択されている。実施形態では、例えば、デバイスは、柔軟又は伸長可能な基材によって支持された１つ又は複数の無線通信アンテナ構造又は近距離無線通信コイルをさらに備える。実施形態では、例えば、デバイスは、柔軟又は伸長可能な基材によって支持された１つ又は複数の無線通信アンテナ構造又は近距離無線通信コイルをさらに備える。

[0027]実施形態では、例えば、１つ若しくは複数のアクチュエータ及び／又は複数のセンサが電子回路によって連結される。実施形態では、例えば、電子回路は柔軟又は伸長可能である。実施形態では、例えば、柔軟又は伸長可能な電子回路は、湾曲、蛇行、屈曲、波形、又は座屈の形状を有する１つ又は複数の電子デバイス又はデバイス構成要素を備える。実施形態では、例えば、電子回路は、ミアンダ電極、互いに嵌まり合う電極、円形電極、及び環状電極から成る群から選択された複数の電極を備える。実施形態では、例えば、柔軟又は伸長可能な基材及び電子回路は、０．１ｍＮｍ以下、２０ｎＮｍ以下、任意選択で５ｎＮｍ以下のデバイスの正味曲げ剛性を提供する。

[0028]一部の実施形態では、熱アクチュエータ及び熱センサは基材と物理的に接触している。本発明のデバイスは、例えば、熱アクチュエータ及び熱センサを少なくとも部分的に封入する封入層などの１つ若しくは複数の追加の層、並びに／又は、１つ又は複数の熱アクチュエータ及び熱センサと基材との間に設けられた中間層を含むといった多層デバイスを含む。

[0029]本デバイスの、デバイスのレベルの機械的特性、熱的特性、電子的特性、及び光学的特性は、組織装着される技術用途の範囲を支援するのに重要である。実施形態では、デバイスは、デバイスとの境界面において、組織の弾性率の１０００、１００、１０、又は２倍以内の弾性率を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、１００ＭＰａ以下の平均弾性率を有し、任意選択で一部の実施形態については、５００ｋＰａ以下の平均弾性率を有し、任意選択で一部の実施形態については、２００ｋＰａ以下の平均弾性率を有し、任意選択で一部の実施形態については、１００ｋＰａ以下の平均弾性率を有する。一部の実施形態では、例えば、デバイスは、０．５ｋＰａ〜１００ＭＰａの範囲にわたって選択されている平均弾性率を有し、任意選択で一部の実施形態については、０．５ｋＰａ〜５００ｋＰａの範囲にわたって選択されている平均弾性率を有し、任意選択で一部の実施形態については、１ｋＰａ〜２００ｋＰａの範囲にわたって選択されている平均弾性率を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、境界面における組織の平均弾性率の１００倍以下の平均弾性率を有し、任意選択で一部の実施形態については、境界面における組織の平均弾性率の１０倍以下の平均弾性率を有する。実施形態では、デバイスは、３０００ミクロン以下の平均厚さ、又は、１０００ミクロン以下の平均厚さを有する。実施形態では、例えば、デバイスは、１〜３０００ミクロンの範囲にわたって選択されている平均厚さを有し、一部の実施形態について、１〜１０００ミクロンの範囲にわたって選択されている平均厚さを有する。実施形態では、例えば、デバイスは、１ｍＮｍ以下の正味曲げ剛性を有し、任意選択で一部の実施形態については、０．１ｍＮｍ以下の正味曲げ剛性を有し、任意選択で一部の実施形態では、２０ｎＮｍ以下の正味曲げ剛性を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、０．１ｎＮｍ〜１ｍＮｍの範囲にわたって選択されている正味曲げ剛性を有し、任意選択で一部の実施形態については、０．１ｎＮｍ〜０．５ｍＮｍの範囲にわたって選択されている正味曲げ剛性を有し、任意選択で一部の実施形態については、０．１ｎＮｍ〜２０ｎＮｍの範囲にわたって選択されている正味曲げ剛性を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、１００ｍｇｃｍ^−２以下又は１０ｍｇｃｍ^−２以下の面積質量密度を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、０．１ｍｇｃｍ^−２〜１００ｍｇｃｍ^−２の範囲にわたって選択されている面積質量密度を有する。実施形態では、例えば、デバイスは、５％超の不具合のない伸長性を呈する。実施形態では、例えば、デバイスは、５％〜２００％の範囲にわたって選択されている不具合のない伸長性を呈する。

[0030]本発明のデバイスは、生体内組織、内部組織、及び外部組織を含む組織種類の範囲と適合可能である。一部の実施形態では、組織は、皮膚、心臓組織、脳組織、筋肉組織、神経系組織、血管組織、上皮組織、網膜組織、鼓膜、腫瘍組織、又は消化器構造である。一部の実施形態では、例えば、デバイスは、組織との物理的な接触に置かれたときに組織との共形の接触を確立し、組織が移動するにつれて、又は、デバイスが移動するとき、生物学的環境における組織との共形の接触が維持される。組織が皮膚である実施形態では、デバイスは、表皮の外面との共形の接触を確立する。組織は、処置又は診断を受けている被験者のものであり得る。

[0031]実施形態では、デバイスは、熱アクチュエータ及び熱センサの少なくとも一部を少なくとも部分的に封入する障壁層をさらに備える。実施形態では、例えば、障壁層は、重合体、無機重合体、有機重合体、エラストマ、生重合体、セラミック、及びこれらの組合せから成る群から選択されている材料を含む。実施形態では、例えば、障壁層は、ポリビニルピロリドン、ピロキシリン、ニトロセルロース、ポリ（アクリル酸メチル−イソブテン−モノイソプロピルマレイン酸）、ピロキシリン、アクリレート重合体、シロキサン重合体、シアノアクリレート、オクチルシアノアクリレート、アクリレート共重合体、２−オクチルシアノアクリレート、エチルシアノアクリレート、ｎ−ブチルシアノアクリレート、アクリレートターポリマ、ポリエチレン、ポリジメチルシロキサン、又はこれらの任意の組合せを含む。実施形態では、例えば、障壁層はエラストマを含む。実施形態では、例えば、障壁層は、ＰＤＭＳ、ポリイミド、ＳＵ−８、パリレン、パリレンＣ、炭化ケイ素（ＳｉＣ）、又はＳｉ_３Ｎ_４を含む。実施形態では、例えば、障壁層は生体適合性材料又は生体不活性材料である。

[0032]一態様では、本発明は、生物学的環境の組織を感知する方法を提供し、その方法は、（ｉ）デバイスを提供するステップであって、デバイスが、（１）柔軟又は伸長可能な基材と、（２）柔軟又は伸長可能な基材によって支持された、組織の熱輸送特性を特徴付けるための１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサとを備え、柔軟又は伸長可能な基材、１つ又は複数の熱アクチュエータ、及び複数の熱センサは、デバイスが組織の表面との共形の接触を確立することができるように、正味曲げ剛性を提供する、ステップと、（ｉｉ）デバイスを組織の受入面に接触するステップであって、接触が組織の表面との共形の接触をもたらす、ステップと、（ｉｉｉ）１つ又は複数の熱アクチュエータで組織を熱的に作動するステップと、（ｉｖ）熱センサのうちの少なくとも一部で、前記組織のもう一つの温度を測定するステップとを含む。

[0033]実施形態では、例えば、組織を熱的に作動するステップは、組織の表面を加熱するステップを含む。実施形態では、例えば、加熱するステップが、組織の表面の選択された領域を加熱するステップを含む。実施形態では、例えば、加熱するステップは、組織にエネルギーを電子的に、光学的に、又は機械的に提供するステップを含む。実施形態では、例えば、組織のもう一つの温度を測定するステップは、組織の１つ若しくは複数の電圧測定、電流測定、電磁放射の強さ若しくは出力の測定、温度測定、圧力測定、組織加速測定、又は組織移動測定を行うステップを含む。実施形態では、例えば、方法は、組織の表面の温度分布を測定するステップをさらに含む。実施形態では、例えば、方法は、組織の表面を時空分布でマッピングするステップをさらに含む。

[0034]実施形態では、例えば、組織の１つ又は複数の測定された温度を用いて、組織の熱輸送特性を決定するステップをさらに含む。実施形態では、例えば、熱輸送特性は、熱伝導率、熱拡散率、又は熱容量である。実施形態では、例えば、方法は、熱輸送特性を用いて１つ又は複数の組織パラメータを決定するステップをさらに含む。実施形態では、例えば、１つ又は複数の組織パラメータが生理学的組織パラメータ又は組織の物理的特性である。実施形態では、例えば、１つ又は複数の組織パラメータは、水和状態、炎症状態、閉塞状態、及びこれらの任意の組合せから成る群から選択される。実施形態では、例えば、１つ又は複数の組織パラメータが、大血管の血流方向、大血管の血流速度、微小血管の血流方向、微小血管の血流速度、閉塞の存在、大血管のかん流、微小血管のかん流、炎症による循環変化、及びこれらの任意の組合せから成る群から選択される。

[0035]実施形態では、組織の脈管構造を特徴付けるための方法が、デバイスを提供するステップであって、デバイスが、柔軟又は伸長可能な基材と、柔軟又は伸長可能な基材によって支持された、組織の熱輸送特性を特徴付けるための１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサとを備え、柔軟又は伸長可能な基材、１つ又は複数の熱アクチュエータ、及び複数の熱センサは、デバイスが組織の表面との共形の接触を確立することができるように、正味曲げ剛性を提供する、ステップと、デバイスを組織の受入面に接触するステップであって、接触が組織の表面との共形の接触をもたらす、ステップと、各々の熱センサの場所において定常状態温度を連続して測定するステップと、熱アクチュエータ及び複数の熱センサの非平衡温度を記録しながら、組織を１つ又は複数の熱アクチュエータで熱的に作動するステップと、熱アクチュエータの相対する側において対称的に配置された熱センサの対を特定するステップとを含む。

[0036]実施形態では、組織の脈管構造を特徴付けるための方法は、対称的に配置された熱センサの対の非平衡温度の時間に対する正規化された変化を、モデル結果と比較して、血管深さを決定するステップをさらに含む。

[0037]実施形態では、組織の脈管構造を特徴付けるための方法は、アクチュエータにおいて非平衡温度によって対称的に配置された熱センサの対の間の定常状態温度差を正規化して、血流速度を決定するステップをさらに含む。

[0038]実施形態では、熱的に作動するステップは、パルスパワーを加えるステップを含む。パルスパワーは３３％デューティーサイクルで０．０５〜０．１Ｈｚの間の周波数を有し得る。

[0039]実施形態では、組織の脈管構造を特徴付けるための方法が、デバイスを提供するステップであって、デバイスが、柔軟又は伸長可能な基材と、柔軟又は伸長可能な基材によって支持された、組織の熱輸送特性を特徴付けるための１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサとを備え、柔軟又は伸長可能な基材、１つ又は複数の熱アクチュエータ、及び複数の熱センサは、デバイスが組織の表面との共形の接触を確立することができるように、正味曲げ剛性を提供する、ステップと、デバイスを組織の受入面に接触するステップであって、接触が組織の表面との共形の接触をもたらす、ステップと、電流を各々の熱センサに連続して供給し、各々の熱センサからの電圧を測定するステップと、各々の熱センサの熱伝導率及び熱拡散率を決定するために、時間と共に抵抗変化を計算するステップとを含む。

[0040]実施形態では、組織の水和レベルを決定するための方法が、デバイスを提供するステップであって、デバイスが、柔軟又は伸長可能な基材と、柔軟又は伸長可能な基材によって支持された、組織の熱輸送特性を特徴付けるための１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサとを備え、柔軟又は伸長可能な基材、１つ又は複数の熱アクチュエータ、及び複数の熱センサは、デバイスが組織の表面との共形の接触を確立することができるように、正味曲げ剛性を提供する、ステップと、デバイスを組織の受入面に接触するステップであって、接触が組織の表面との共形の接触をもたらす、ステップと、電流を各々の熱センサに連続して供給し、各々の熱センサからの電圧を測定するステップと、熱伝導率を決定するために、時間と共に抵抗変化を計算するステップと、熱伝導率を、組織の対応する水和レベルと比較するステップとを含む。

デバイス設計及び流れへの熱応答である。ａ）皮膚表面の近くでの血管を含む、デバイス配置の概略図である。大きい（３ｍｍの直径）の中心熱アクチュエータが、感覚のための閾値未満（基礎の皮膚温度を８℃未満で上回る）の温度において、血管への電力入力を提供する。１４個の周囲のセンサが、結果生じる熱分布の測定を可能にする（差し込み図：１つのセンサの拡大図）。追加のセンサは、ドリフトを補償するために背景温度の変化を検出するように機能する。結合パッドの配列は、外部データ取得電子機器への薄い（１００μｍ）柔軟なケーブル境界面の取り付けを可能にする。ｂ）皮膚におけるデバイスの写真である。ｃ）アクチュエータへの電力の印加の間の静脈にわたっての皮膚におけるデバイスの赤外線画像である。ｄ）大きい血管の上方の領域に加えられるデバイスからの未加工データである。グラフの配置は、センサ（黒色）及びアクチュエータ（赤色）の空間的な分配におおよそ対応している。熱分布は、流れの方向においてバイアスを伴う強い異方性である。加熱は、ｔ＝６０秒において開始し、ｔ＝３６０秒において終了する。ｅ）ｔ＝３００秒における温度の空間マップである。カラーマップは空間的に補間されたデータを用いる。黒色の矢印は、センサの内側環体によって測定される温度上昇の相対的な大きさを指し示している。ｆ）加熱器の信号が、周囲センサによって測定されたデータのコントラストを上げるために取り外された状態での、ｅ）に示したものと同じ空間マップである。ｇ）アクチュエータの周りの温度分布から計算された、測定された熱流の結果である。ベクトル矢印マップは、計算された対流で駆動される熱流場を示している。カラーマップは流れ場の大きさを表している。ｈ）カラーマップがｘ方向（Ｘ−ｃｏｍｐ）における流れの大きさを表しているｇ）に示したものと同様のマップであり、ｉ）ｙ方向（Ｙ−ｃｏｍｐ）における流れの大きさを表しているｇ）に示したものと同様のマップである。デバイス設計及び流れへの熱応答である。ａ）皮膚表面の近くでの血管を含む、デバイス配置の概略図である。大きい（３ｍｍの直径）の中心熱アクチュエータが、感覚のための閾値未満（基礎の皮膚温度を８℃未満で上回る）の温度において、血管への電力入力を提供する。１４個の周囲のセンサが、結果生じる熱分布の測定を可能にする（差し込み図：１つのセンサの拡大図）。追加のセンサは、ドリフトを補償するために背景温度の変化を検出するように機能する。結合パッドの配列は、外部データ取得電子機器への薄い（１００μｍ）柔軟なケーブル境界面の取り付けを可能にする。ｂ）皮膚におけるデバイスの写真である。ｃ）アクチュエータへの電力の印加の間の静脈にわたっての皮膚におけるデバイスの赤外線画像である。ｄ）大きい血管の上方の領域に加えられるデバイスからの未加工データである。グラフの配置は、センサ（黒色）及びアクチュエータ（赤色）の空間的な分配におおよそ対応している。熱分布は、流れの方向においてバイアスを伴う強い異方性である。加熱は、ｔ＝６０秒において開始し、ｔ＝３６０秒において終了する。ｅ）ｔ＝３００秒における温度の空間マップである。カラーマップは空間的に補間されたデータを用いる。黒色の矢印は、センサの内側環体によって測定される温度上昇の相対的な大きさを指し示している。ｆ）加熱器の信号が、周囲センサによって測定されたデータのコントラストを上げるために取り外された状態での、ｅ）に示したものと同じ空間マップである。ｇ）アクチュエータの周りの温度分布から計算された、測定された熱流の結果である。ベクトル矢印マップは、計算された対流で駆動される熱流場を示している。カラーマップは流れ場の大きさを表している。ｈ）カラーマップがｘ方向（Ｘ−ｃｏｍｐ）における流れの大きさを表しているｇ）に示したものと同様のマップであり、ｉ）ｙ方向（Ｙ−ｃｏｍｐ）における流れの大きさを表しているｇ）に示したものと同様のマップである。デバイス設計及び流れへの熱応答である。ａ）皮膚表面の近くでの血管を含む、デバイス配置の概略図である。大きい（３ｍｍの直径）の中心熱アクチュエータが、感覚のための閾値未満（基礎の皮膚温度を８℃未満で上回る）の温度において、血管への電力入力を提供する。１４個の周囲のセンサが、結果生じる熱分布の測定を可能にする（差し込み図：１つのセンサの拡大図）。追加のセンサは、ドリフトを補償するために背景温度の変化を検出するように機能する。結合パッドの配列は、外部データ取得電子機器への薄い（１００μｍ）柔軟なケーブル境界面の取り付けを可能にする。ｂ）皮膚におけるデバイスの写真である。ｃ）アクチュエータへの電力の印加の間の静脈にわたっての皮膚におけるデバイスの赤外線画像である。ｄ）大きい血管の上方の領域に加えられるデバイスからの未加工データである。グラフの配置は、センサ（黒色）及びアクチュエータ（赤色）の空間的な分配におおよそ対応している。熱分布は、流れの方向においてバイアスを伴う強い異方性である。加熱は、ｔ＝６０秒において開始し、ｔ＝３６０秒において終了する。ｅ）ｔ＝３００秒における温度の空間マップである。カラーマップは空間的に補間されたデータを用いる。黒色の矢印は、センサの内側環体によって測定される温度上昇の相対的な大きさを指し示している。ｆ）加熱器の信号が、周囲センサによって測定されたデータのコントラストを上げるために取り外された状態での、ｅ）に示したものと同じ空間マップである。ｇ）アクチュエータの周りの温度分布から計算された、測定された熱流の結果である。ベクトル矢印マップは、計算された対流で駆動される熱流場を示している。カラーマップは流れ場の大きさを表している。ｈ）カラーマップがｘ方向（Ｘ−ｃｏｍｐ）における流れの大きさを表しているｇ）に示したものと同様のマップであり、ｉ）ｙ方向（Ｙ−ｃｏｍｐ）における流れの大きさを表しているｇ）に示したものと同様のマップである。測定された熱信号から血流速度を定量化するための過程である。血流速度への熱信号の変換は、半径Ｒの線形の血管と、皮膚の表面の下での距離ｈと、中心熱アクチュエータが半径Ｂの皮膚表面にあることと、距離Ｌ（アクチュエータの縁からセンサ中心まで）において血管に沿って下流と上流とに１つずつある２つのセンサとを含むモデルに依存する。このモデルシステムのａ）立面図、及び、ｂ）断面図である。ｃ）第１のステップは、センサの各々において、及び、アクチュエータにおいて位置付けられた組織の熱輸送特性を決定する。ここで、２ｍＡの電流が各々のセンサに２秒間加えられる。局所的な熱伝導率及び熱拡散率が、加熱及び冷却と関連付けられる熱過渡現象の分析から得られる。ｄ）第２のステップは血管の深さを概算する。熱アクチュエータにわたる差温の実験の初期の一時的な分析結果は、第１のステップにおいて決定される熱輸送値を用いて、血管のおおよその深さを決定するために皮膚の有限要素モデルと比較される。ｅ）第３のステップは、第１及び第２のステップにおいて決定された値を用いて、熱情報を血流速度ｖへと変換する。差温は、低い流れ速度において最大に到達する。各々のセンサにおける温度上昇は、計算が小さい流れ状態（ｌｏｗｆｌｏｗｒｅｇｉｍｅ）を用いるか、大きい流れ状態（ｈｉｇｈｆｌｏｗｒｅｇｉｍｅ）を用いるかを決定する。最も生理学的に関係する流れの速さは、大きい流れ状態になると考えられる。ｆ）下層の血管Ｒの半径は、大きい流れ状態における応答がＲ／Ｌに依存するため、その応答に小さな影響がある。式は、大きい流れ状態のＲ＝０．９５ｍｍ及び１．６５ｍｍにおける数値適合を表している。局所的な適用圧力によって誘発される静脈血流における変化の測定である。ａ）デバイスは、図に示した配向で２ｍｍの直径の静脈にわたって手首に位置する。綿球で適用される（６０秒間の期間）圧力の場所が緑色の円によって示されている。ｂ）各々の圧力の場所についての加熱に続く局所的な温度分布である。加熱器の温度は、コントラストを上げるために除去されている。ｃ）先の印加された圧力の図示に対応する測定された熱異方性磁場である。計算されたカラーマップはｘ方向における計算された流れ構成要素に対応する。ｄ〜ｆ）デバイスが近くに大きい血管のない前腕の領域に位置することを除いて、ａ）〜ｃ）と同様の分析である。長期間にわたる小規模の血流振動の測定である。デバイスは、静脈にわたって手首の手の平側の面に位置する。被験者は、２０分間の期間にわたって外部刺激のないリラックスした状態でリクライニングチェアに座っている。ａ）ｔ＝１００〜１２００秒と、ｂ）ｔ＝１２００〜２４００秒とについての、レーザースペックルコントラスト撮像素子（ＬＳＣＩかん流ユニット、黒色）、及び、開示されているデバイス（無次元の流れ、青色）によって測定されたときの血流における変化である。２つの測定技術におけるピークは良好に整列している。ｃ）ＬＳＣＩデータから決定されたｔ＝１００〜２４００秒についてのフーリエ変換スペクトログラム（ＦＦＴ長さ＝１２８秒、５サンプル／ｓ；カラーバーはＬＳＣＩスペクトログラムの振幅である）であり、ｄ）開示されているデバイス（ＦＦＴ長さ＝１２８秒、２サンプル／ｓ；カラーバーは熱異方性スペクトログラムの振幅である）である。閉塞と前腕の再かん流とによって誘発される局所的な静脈血流における変化の測定である。デバイスは、静脈にわたって手首の手の平側の表面に位置する。閉塞及び再かん流は血流における変化を誘発する。二頭筋に加えられる約２００ｍｍＨｇ（収縮期圧の上８０ｍｍＨｇ）の圧力での閉塞が、ｔ＝３００秒において開始する。圧力はｔ＝６００秒において解放される。ａ）レーザースペックルコントラスト撮像素子（ＬＳＣＩ、黒色）及び開示されているデバイス（青色）によって測定されたような血流における変化。ｂ）ＬＳＣＩデータから決定されたフーリエ変換スペクトログラム（ＦＦＴ長さ＝１２８秒、５サンプル／ｓ；カラーバーはＬＳＣＩスペクトログラムの振幅である）であり、ｃ）開示されているデバイス（ＦＦＴ長さ＝１２８秒、２サンプル／ｓ；カラーバーは熱異方性スペクトログラムの振幅である）である。ｄ）デバイスに対する静脈の位置の図示。赤色の矢印は、ピーク流れにおける熱分布の相対的な大きさを示している。ｅ）完全な熱分布マップであり、ｆ）開示されているデバイスによって測定されたようなピーク流れの間の流れ場マップ。ｇ）〜ｉ）閉塞された流れの間を除いて、ｄ）〜ｆ）と同様の分析である。ｊ）ａ）と同様の実験であるが、外見上より深い静脈の別の被験者における実験である。流れ脈動のうちのいくつかの強い脈動が、開示されているデバイスで測定されているように、閉塞の間に見られるが、ＬＳＣＩ信号は全体的にない。赤外線画像は、ｋ）パルスの谷、ｌ）パルスピーク（矢印は下流の加熱の出現を示している）、及びｍ）再かん流において示されている例で、開示されているデバイスからの結果を裏付けている。（ｋ）〜（ｍ）は、視覚化を支援するために、コントラストが一定に上げられている。ｋ〜ｍの時点はｊ）において示されている。閉塞と前腕の再かん流とによって誘発される局所的な静脈血流における変化の測定である。デバイスは、静脈にわたって手首の手の平側の表面に位置する。閉塞及び再かん流は血流における変化を誘発する。二頭筋に加えられる約２００ｍｍＨｇ（収縮期圧の上８０ｍｍＨｇ）の圧力での閉塞が、ｔ＝３００秒において開始する。圧力はｔ＝６００秒において解放される。ａ）レーザースペックルコントラスト撮像素子（ＬＳＣＩ、黒色）及び開示されているデバイス（青色）によって測定されたような血流における変化。ｂ）ＬＳＣＩデータから決定されたフーリエ変換スペクトログラム（ＦＦＴ長さ＝１２８秒、５サンプル／ｓ；カラーバーはＬＳＣＩスペクトログラムの振幅である）であり、ｃ）開示されているデバイス（ＦＦＴ長さ＝１２８秒、２サンプル／ｓ；カラーバーは熱異方性スペクトログラムの振幅である）である。ｄ）デバイスに対する静脈の位置の図示。赤色の矢印は、ピーク流れにおける熱分布の相対的な大きさを示している。ｅ）完全な熱分布マップであり、ｆ）開示されているデバイスによって測定されたようなピーク流れの間の流れ場マップ。ｇ）〜ｉ）閉塞された流れの間を除いて、ｄ）〜ｆ）と同様の分析である。ｊ）ａ）と同様の実験であるが、外見上より深い静脈の別の被験者における実験である。流れ脈動のうちのいくつかの強い脈動が、開示されているデバイスで測定されているように、閉塞の間に見られるが、ＬＳＣＩ信号は全体的にない。赤外線画像は、ｋ）パルスの谷、ｌ）パルスピーク（矢印は下流の加熱の出現を示している）、及びｍ）再かん流において示されている例で、開示されているデバイスからの結果を裏付けている。（ｋ）〜（ｍ）は、視覚化を支援するために、コントラストが一定に上げられている。ｋ〜ｍの時点はｊ）において示されている。皮膚描記性蕁麻疹及び深呼吸によって誘発された局所的な微小循環における変化の分析である。ａ）前腕において叩くことによって誘発された充血及び皮膚描記性蕁麻疹の写真である。測定の間に熱アクチュエータの場所である。ｂ）皮膚描記性蕁麻疹の開始の前及び後における、開示されているデバイスによって測定された関心領域の温度である。鉛直な赤色の点線は、叩くことが行われた時間を示している。ｃ）皮膚描記性蕁麻疹の開始の前及び後における、背景温度変化が取り除かれている集中加熱要素の温度分析結果である。加熱の時間力学における変化は、局所的な熱伝導係数における変化を示している。時間力学の分析は、皮膚描記性蕁麻疹の開始の前及び後に、局所的な熱伝導率λ及び熱拡散率αの計算を可能にする。ｄ）開示されているデバイスによって、加熱の後の２８０秒間にわたって、皮膚描記性蕁麻疹の開始の前（上方）及び皮膚描記性蕁麻疹の開始の後（下方）に測定された熱分布である。局所的な組織は温度が上昇しているが、熱アクチュエータの温度上昇は、局所的な熱伝達における上昇のため、外傷の後に低くなっている。ｅ〜ｈ）異なる日及び身体の場所においてａ）〜ｄ）で示された同様の分析である。ｉ）微小循環における局所的な変化を監視するために指先に適用されたデバイスの赤外線画像である。ｊ）ＬＳＣＩ（黒色）及び開示されたデバイス（青色；アクチュエータ温度とセンサの内側環体の平均温度との差）からの結果である。周期的な深呼吸（４５秒間息止め）は、ＬＳＣＩと開示されているデバイスとの両方によって測定される、血のかん流における素早い浸漬を誘発する。皮膚描記性蕁麻疹及び深呼吸によって誘発された局所的な微小循環における変化の分析である。ａ）前腕において叩くことによって誘発された充血及び皮膚描記性蕁麻疹の写真である。測定の間に熱アクチュエータの場所である。ｂ）皮膚描記性蕁麻疹の開始の前及び後における、開示されているデバイスによって測定された関心領域の温度である。鉛直な赤色の点線は、叩くことが行われた時間を示している。ｃ）皮膚描記性蕁麻疹の開始の前及び後における、背景温度変化が取り除かれている集中加熱要素の温度分析結果である。加熱の時間力学における変化は、局所的な熱伝導係数における変化を示している。時間力学の分析は、皮膚描記性蕁麻疹の開始の前及び後に、局所的な熱伝導率λ及び熱拡散率αの計算を可能にする。ｄ）開示されているデバイスによって、加熱の後の２８０秒間にわたって、皮膚描記性蕁麻疹の開始の前（上方）及び皮膚描記性蕁麻疹の開始の後（下方）に測定された熱分布である。局所的な組織は温度が上昇しているが、熱アクチュエータの温度上昇は、局所的な熱伝達における上昇のため、外傷の後に低くなっている。ｅ〜ｈ）異なる日及び身体の場所においてａ）〜ｄ）で示された同様の分析である。ｉ）微小循環における局所的な変化を監視するために指先に適用されたデバイスの赤外線画像である。ｊ）ＬＳＣＩ（黒色）及び開示されたデバイス（青色；アクチュエータ温度とセンサの内側環体の平均温度との差）からの結果である。周期的な深呼吸（４５秒間息止め）は、ＬＳＣＩと開示されているデバイスとの両方によって測定される、血のかん流における素早い浸漬を誘発する。環境影響及び電力消費を低減する運転モードとしてのパルス状加熱である。デバイスは、反応性の充血臨床試験計画の間に、静脈にわたって手首の手の平側の面に位置する。２００ｍｍＨｇでの二頭筋における圧力カフを用いた閉塞が、ｔ＝４００秒において開始し、ｔ＝７００秒において終了する。熱アクチュエータは、先の図で示した連続モードとは対照的に、パルスモードで運転する。ａ）一周期の間のパルス状加熱の赤外線画像である。ｂ）０．２Ｈｚ低域通過フィルタを受ける、静脈の上方の位置において測定されたＬＳＣＩ信号。ｃ）３３％デューティーサイクル、０．０６７Ｈｚの周波数、１ｍＡのオフセット、及び２ｍＡのピークからピークへの振幅を伴う方形波としての実験を通じて連続的に振動する熱アクチュエータの温度である。ｄ）アクチュエータの両側において静脈に沿ってＬ＝１．５ｍｍとされたセンサによって測定された差温である。０．０６７Ｈｚにおける信号は、閉塞の前及び後に強く、静脈血流の損失による異方性の損失のため、閉塞の間に減退する。ｆ）ｄ）から抽出された０．０６７Ｈｚにおける信号の相対振幅である。周波数固定分析は、低減した時間分解能と引き換えにドリフトの除去を可能にする。環境影響及び電力消費を低減する運転モードとしてのパルス状加熱である。デバイスは、反応性の充血臨床試験計画の間に、静脈にわたって手首の手の平側の面に位置する。２００ｍｍＨｇでの二頭筋における圧力カフを用いた閉塞が、ｔ＝４００秒において開始し、ｔ＝７００秒において終了する。熱アクチュエータは、先の図で示した連続モードとは対照的に、パルスモードで運転する。ａ）一周期の間のパルス状加熱の赤外線画像である。ｂ）０．２Ｈｚ低域通過フィルタを受ける、静脈の上方の位置において測定されたＬＳＣＩ信号。ｃ）３３％デューティーサイクル、０．０６７Ｈｚの周波数、１ｍＡのオフセット、及び２ｍＡのピークからピークへの振幅を伴う方形波としての実験を通じて連続的に振動する熱アクチュエータの温度である。ｄ）アクチュエータの両側において静脈に沿ってＬ＝１．５ｍｍとされたセンサによって測定された差温である。０．０６７Ｈｚにおける信号は、閉塞の前及び後に強く、静脈血流の損失による異方性の損失のため、閉塞の間に減退する。ｆ）ｄ）から抽出された０．０６７Ｈｚにおける信号の相対振幅である。周波数固定分析は、低減した時間分解能と引き換えにドリフトの除去を可能にする。熱アクチュエータ出力レベルの分析である。（Ａ）熱アクチュエータへの５４ｍＷの出力での５分間の加熱（１５．８℃上昇）によって誘発された局所的な赤みの写真（画像レベルがコントラストについて上げられている）である。出力レベルは、この種類の問題を回避するために、すべての実験に２５ｍＷの下方に維持される。（Ｂ）４つの異なる出力レベルについて、手首において静脈にわたって取られた温度差の測定である。一定流速について、曲線は出力から独立すべきである。しかしながら、静脈において流速を変えることは、データにおける振動によって見ることができる。振動内で、曲線は、（Ａ）において明らかな皮膚変化のため、信号の強さが若干増幅されて現れる５４ｍＷまで、出力から独立している。（Ａ）〜（Ｆ）等方性の熱輸送による皮膚の場所についての表皮デバイスデータ出力である。任意の大きな血管から離れた、デバイスが手の平に置かれていることを除いて、図１（Ｄ〜Ｉ）に示したのと同様のデータベースである。（Ａ）〜（Ｆ）等方性の熱輸送による皮膚の場所についての表皮デバイスデータ出力である。任意の大きな血管から離れた、デバイスが手の平に置かれていることを除いて、図１（Ｄ〜Ｉ）に示したのと同様のデータベースである。一時スケーリング則についてのＦＥＡ検証である。ケース１は、比較のための基線である（水：λ_ｆ＝０．６Ｗ・ｍｍ^−１Ｋ^−１、ρ_ｆ＝１０００ｋｇ／ｍ^３、ｃ_ｆ＝４１８４Ｊ・ｋｇ^−１・Ｋ^−１、ＰＤＭＳ：λ_ｓ＝０．１８Ｗ／ｍｍ^−１Ｋ^−１、ρ_ｓ＝９７０ｋｇ／ｍ^３、ｃ_ｓ＝１３８０Ｊ・ｋｇ^−１Ｋ^−１、０．５５ｍｍ、Ｌ＝１．５ｍｍ、Ｂ＝１．５ｍｍ、Ｒ＝１ｍｍ、ｖ＝５ｍｍ／ｓ）。ケース２は、２倍の流れ速度を提供する。ケース３は材料特性を変化させ（λ_ｆ及びλ_ｓを２倍にし、ρ_ｆ及びρ_ｓを４倍にする）、ケース４は形状パラメータを変える（ｈ、Ｌ、Ｂを２倍にする）。すべてが一時スケーリング則を裏付けている（式１）。ＦＥＡとＰＤＭＳ実験との間の比較である。（Ａ）図１０におけるケース１と同じ条件であり、（Ｂ）流れの速度を２倍にする。ＦＥＡは、パラメータフィッティングなしで、実験と良好に一致している。実験は、正規化された温度が流れの速度に依存しないことを実際に示している。ＦＥＡとＰＤＭＳ実験との間の比較である。（Ａ）図１０におけるケース１と同じ条件であり、（Ｂ）流れの速度を２倍にする。ＦＥＡは、パラメータフィッティングなしで、実験と良好に一致している。実験は、正規化された温度が流れの速度に依存しないことを実際に示している。血管の場所を正確に特定するために使用される光学的な静脈ビューア画像である。ラベルは、示された図について、データ回収の間のアクチュエータ配置を示している。一時スケーリング則におけるλ_ｓ／λ_ｆ、ρ_ｆｃ_ｆ／ρ_ｓｃ_ｓ、及びＢ／Ｌの変動の影響である。組織の熱パラメータ（λ_ｓ、ρ_ｆ、及びｃ_ｓ）は、皮膚の場所、個々の人などに基づいて、大きく変わる可能性がある。０．１１〜０．２ｍｍ^２ｓ^−１で変動する熱拡散率（λ_ｓ／ρ_ｓｃ_ｓ）と、０．２〜０．５５Ｗｍ^−１ｋ^−１で変動する熱伝導率（λ_ｓ）とが測定された２５人の臨床研究（３３）が、行われている。これは、パラメータλ_ｓ／λ_ｆ＝０．４〜１．１及びρ_ｆｃ_ｆ／ρ_ｓｃ_ｓ＝０．３８〜０．７に対応している。（Ａ、Ｂ）異なるλ_ｓ／λ_ｆ（０．５４〜０．７２）及び異なるρ_ｆｃ_ｆ／ρ_ｓｃ_ｓ（０．３８〜０．７）を伴う一時スケーリング則（式１）は、一時スケーリング則把問題の熱パラメータに強く依存することを示している。（Ａ、Ｂ）異なるλ_ｓ／λ_ｆ（０．５４〜０．７２）及び異なるρ_ｆｃ_ｆ／ρ_ｓｃ_ｓ（０．３８〜０．７）を伴う一時スケーリング則（式１）は、一時スケーリング則把問題の熱パラメータに強く依存することを示している。（Ｃ）Ｂ／Ｌ＝１／３〜１を伴う一時スケーリング則（式１）は、一時スケーリング則におけるアクチュエータの大きさの影響を示している。ＦＥＡ及び実験による定常状態スケーリング則についての検証である。ケースＩは、比較のための基線である（水：λ_ｆ＝０．６Ｗ・ｍｍ^−１Ｋ^−１、ρ_ｆ＝１０００ｋｇ／ｍ^３、ｃ_ｆ＝４１８４Ｊ・ｋｇ^−１・Ｋ^−１、ＰＤＭＳ：λ_ｓ＝０．１８Ｗ／ｍｍ^−１Ｋ^−１、ρ_ｓ＝９７０ｋｇ／ｍ^３、ｃ_ｓ＝１３８０Ｊ・ｋｇ^−１Ｋ^−１、０．５５ｍｍ、Ｌ＝１．５ｍｍ、Ｂ＝１．５ｍｍ、Ｒ＝１ｍｍ）。ケースＩＩ（ρ_ｆを２倍にする）及びケースＩＩＩ（λ_ｆ及びλ_ｓを２倍にする）は材料特性を変化させ、ケースＩＶは形状パラメータ（ｈ、Ｌ、Ｂ、Ｒ）を変える。すべてが定常状態スケーリング則を裏付けている。ＰＤＭＳ実験は、パラメータフィッティングなしで、定常状態スケーリング則と良好に一致している。定常状態スケーリング則におけるλ_ｓ／λ_ｆ、ｈ／Ｌ、及びＢ／Ｌの変動の影響である。（Ａ）異なるλ_ｓ／λ_ｆ（０．４〜１．１）、（Ｂ）ｈ／Ｌ（２／３〜１）、及び（Ｃ）ｈ／Ｌ（１／３〜１）を伴う異なる定常状態スケーリング則（式２）は、これらは３つのパラメータのすべてが定常状態スケーリング則において重要な役割を演じることを示している。定常状態スケーリング則におけるλ_ｓ／λ_ｆ、ｈ／Ｌ、及びＢ／Ｌの変動の影響である。（Ａ）異なるλ_ｓ／λ_ｆ（０．４〜１．１）、（Ｂ）ｈ／Ｌ（２／３〜１）、及び（Ｃ）ｈ／Ｌ（１／３〜１）を伴う異なる定常状態スケーリング則（式２）は、これらは３つのパラメータのすべてが定常状態スケーリング則において重要な役割を演じることを示している。定常状態スケーリング則におけるλ_ｓ／λ_ｆ、ｈ／Ｌ、及びＢ／Ｌの変動の影響である。（Ａ）異なるλ_ｓ／λ_ｆ（０．４〜１．１）、（Ｂ）ｈ／Ｌ（２／３〜１）、及び（Ｃ）ｈ／Ｌ（１／３〜１）を伴う異なる定常状態スケーリング則（式２）は、これらは３つのパラメータのすべてが定常状態スケーリング則において重要な役割を演じることを示している。流れ速度変化によって引き起こされる過渡温度応答である。すべての大きさ及び材料のパラメータは、図２ＥでＲ＝０．９５ｍｍについて示されたケースと同じである。流れ速度におけるステップ関数の増加（１ｍｍ／ｓ〜１０ｍｍ／ｓ）は、約１０秒の時間定数で指数関数的減衰として無次元の温度応答をもたらす。反対に、ステップ関数の流れの低減は、センサ応答において同様の指数増殖関数をもたらすことになる。表皮データ取得システムのノイズ分析である。異なる条件の間にノイズレベルを分析する一連のベンチトップ実験からの結果である。１℃の変化は２５００ｐｐｍの信号に対応している。低いサンプリングレート及び短いサンプリング窓において、データ取得ケーブル長さを２倍にすることで、５％〜３０％のノイズ増加をもたらす。より長いサンプリング窓にわたると、ノイズは、大幅に増加し、周囲環境からプラスチックの囲いにおいてデバイスを配置することで強く影響され、環境に誘発された熱変化の支配を指し示している。より短いサンプリング窓（５秒間及び３０秒間）にわたる、（サンプリングレート）^１／２としてのノイズスケールである。３００秒間のサンプリング窓にわたって、ノイズは環境変化によって支配されている。皮膚における表皮デバイスのノイズ分析である。デバイスが静脈の上に置かれているときにノイズレベルを分析した一連の体内の実験からの結果が、大きな視認可能な静脈のない場所と比較される。結果は、７００秒間のサンプリング窓にわたるΔＴ／ΔＴ_ｈの標準偏差を指し示している。異なるセンサのペアリングの分析が異なる回転角度に対応しており、ここで、回転角度は、測定されたセンサ軸と静脈の軸との間の差である。静脈のない場合については、回転角度は異なるセンサのペアリングに対応するだけである。信号変動は、局所的な静脈のない場合に大幅により小さくなり、静脈の軸に沿うセンサのペアの局所的な静脈の場合に最大化され、これは、静脈を通る流れにおける変化のため、相当により大きな信号変動がある。ＬＳＣＩデータと図４からの表皮デバイスデータとの間の統計的な相関である。ＬＳＣＩ自己相関は、データセットをそれ自体に対してシフトするときのデータの相対的な完全な重なり合う領域を示している。自己相関について、完全な相関は常にｔ＝０において起こり、曲線の形はデータの時間力学によって決定されている。自己相関はＬＳＣＩデータへの完全な相関を表している。表皮−ＬＳＣＩの相関は、ＬＳＣＩデータと表皮デバイスデータとの間に相対的な信号の重なり合う領域を示しており、これはＬＳＣＩ自己相関の重なり合う領域と密に合致している。（Ａ）未加工データセット同士の間の相関である。（Ｂ）線形にトレンド除去されたデータセット同士の間の相関である。（Ｃ）線形にトレンド除去されたデータセット同士の間のコヒーレンスである。ＬＳＣＩデータと図４からの表皮デバイスデータとの間の統計的な相関である。ＬＳＣＩ自己相関は、データセットをそれ自体に対してシフトするときのデータの相対的な完全な重なり合う領域を示している。自己相関について、完全な相関は常にｔ＝０において起こり、曲線の形はデータの時間力学によって決定されている。自己相関はＬＳＣＩデータへの完全な相関を表している。表皮−ＬＳＣＩの相関は、ＬＳＣＩデータと表皮デバイスデータとの間に相対的な信号の重なり合う領域を示しており、これはＬＳＣＩ自己相関の重なり合う領域と密に合致している。（Ａ）未加工データセット同士の間の相関である。（Ｂ）線形にトレンド除去されたデータセット同士の間の相関である。（Ｃ）線形にトレンド除去されたデータセット同士の間のコヒーレンスである。ＬＳＣＩデータと図４からの表皮デバイスデータとの間の統計的な相関である。ＬＳＣＩ自己相関は、データセットをそれ自体に対してシフトするときのデータの相対的な完全な重なり合う領域を示している。自己相関について、完全な相関は常にｔ＝０において起こり、曲線の形はデータの時間力学によって決定されている。自己相関はＬＳＣＩデータへの完全な相関を表している。表皮−ＬＳＣＩの相関は、ＬＳＣＩデータと表皮デバイスデータとの間に相対的な信号の重なり合う領域を示しており、これはＬＳＣＩ自己相関の重なり合う領域と密に合致している。（Ａ）未加工データセット同士の間の相関である。（Ｂ）線形にトレンド除去されたデータセット同士の間の相関である。（Ｃ）線形にトレンド除去されたデータセット同士の間のコヒーレンスである。３３歳の男性の手首の手の平側の面における自然な流れの１０分間にわたるレーザードップラー流量計の信号と表皮デバイスの信号との間の比較である。（Ａ）レーザードップラー信号及び表皮デバイス信号。（Ｂ）線形にトレンド除去されたデータセット同士の間の相関である。３３歳の男性の手首の手の平側の面における自然な流れの１０分間にわたるレーザードップラー流量計の信号と表皮デバイスの信号との間の比較である。（Ａ）レーザードップラー信号及び表皮デバイス信号。（Ｂ）線形にトレンド除去されたデータセット同士の間の相関である。２３歳の男性の手の甲側の面における自然な流れの１０分間にわたるレーザードップラー流量計の信号と表皮デバイスの信号との間の比較である。（Ａ）レーザードップラー信号及び表皮デバイス信号。（Ｂ）線形にトレンド除去されたデータセット同士の間の相関である。２３歳の男性の手の甲側の面における自然な流れの１０分間にわたるレーザードップラー流量計の信号と表皮デバイスの信号との間の比較である。（Ａ）レーザードップラー信号及び表皮デバイス信号。（Ｂ）線形にトレンド除去されたデータセット同士の間の相関である。図５（Ａ）の定量的な血流変換である。（Ａ）熱流信号と血流の速さとの間の関係であり、小さい流れ状態と大きい流れ状態とを示している。非常に小さい流れから大きい流れへと移行するとき、熱信号と血流との間の関係は、兆候に加えて関数形式を変化させる。（Ｂ）小さい流れからの移行のとき、大きい流れが、図５（Ａ）における実験のように数秒間で非常に素早く起こり、定量的な関係が、小さい流れ状態から大きい流れ状態への素早い移行を通じて進む。この結果は、示されているように、素早い移行領域において疑似の信号の落ち込みをもたらす。図５（Ａ）の定量的な血流変換である。（Ａ）熱流信号と血流の速さとの間の関係であり、小さい流れ状態と大きい流れ状態とを示している。非常に小さい流れから大きい流れへと移行するとき、熱信号と血流との間の関係は、兆候に加えて関数形式を変化させる。（Ｂ）小さい流れからの移行のとき、大きい流れが、図５（Ａ）における実験のように数秒間で非常に素早く起こり、定量的な関係が、小さい流れ状態から大きい流れ状態への素早い移行を通じて進む。この結果は、示されているように、素早い移行領域において疑似の信号の落ち込みをもたらす。ＬＳＣＩデータと図５（Ａ）からの表皮デバイスデータとの間の統計的な相関である。（Ａ）図１７（Ａ）と同じ分析手順である。（Ｂ）ＬＳＣＩデータと表皮デバイスデータとの間の相関である。ＬＳＣＩデータと図５（Ａ）からの表皮デバイスデータとの間の統計的な相関である。（Ａ）図１７（Ａ）と同じ分析手順である。（Ｂ）ＬＳＣＩデータと表皮デバイスデータとの間の相関である。叩くことによって誘発された微小血管充血の前及び後のレーザードップラー流量計測定である。（Ａ）図６（Ａ〜Ｄ）に示した充血に対応するＬＤＦ測定である。（Ｂ）図６（Ｅ〜Ｈ）に示した充血に対応するＬＤＦ測定である。叩くことによって誘発された微小血管充血の前及び後のレーザードップラー流量計測定である。（Ａ）図６（Ａ〜Ｄ）に示した充血に対応するＬＤＦ測定である。（Ｂ）図６（Ｅ〜Ｈ）に示した充血に対応するＬＤＦ測定である。ＬＳＣＩデータと図６からの表皮デバイスデータとの間の統計的な相関である。（Ａ）図１７（Ｂ）と同じ分析手順である。（Ｂ）ＬＳＣＩデータと表皮デバイスデータとの間のコヒーレンスである。ＬＳＣＩデータと図６からの表皮デバイスデータとの間の統計的な相関である。（Ａ）図１７（Ｂ）と同じ分析手順である。（Ｂ）ＬＳＣＩデータと表皮デバイスデータとの間のコヒーレンスである。連続モードについてのデバイス応答において誘発された不具合と、対照実験におけるパルスモード作動との比較である。デバイスは、血流が大きな血管における皮膚の表面の下で起こる状態で、システムを模倣するように設計されている型成形されたシリコーン流れシステムに置かれている。熱擾乱が、流れ測定の間の様々な時間において、デバイス配列における様々なセンサに適用されている。撹乱は、物理的にセンサに接することなく、アクチュエータの下流（下流撹乱ＤＤ）又は上流（上流撹乱ＵＤ）のいずれかで、高温の半田鉄先端を６５℃でセンサの近傍に持って行くことで誘発されている。鉄からの熱は、アクチュエータの相対する側における２つのセンサによって測定される相対的な温度差を変化させ、測定の不具合をもたらす。実験は、連続作動モード（黒色；隣接する平均化フィルタでフィルタされている、窓サイズ＝２０ポイント）と、パルス作動モード（青色、３３％デューティーサイクルにおける０．１Ｈｚ作動；隣接する平均化フィルタでフィルタされている、窓サイズ＝４ポイント）とで実行されている。流体の流れは、５の基準値において開始し、ｔ＝７４０秒において２０（相対値）へと増加する。撹乱タイミングは次のとおりである。０＜ｔ＜３２０−撹乱なし（ＮＤ）；３２０＜ｔ＜４７０秒−ＤＤ；４７０＜ｔ＜６２０秒−ＵＤ；６２０秒＜ｔ＜１０４０秒−ＮＤ；１０４０秒＜ｔ＜１１９０秒−ＤＤ；１１９０＜ｔ＜１３４０秒−ＵＤ；１３４０秒＜ｔ−ＮＤ。誘発された不具合は、連続モードとパルス作動モードとの両方で起こるが、パルス作動モードにおける相対的な誘発された不具合は、連続モードの相対的な誘発された不具合の約２０％である。表皮デバイスの（Ａ）配線図、及び（Ｂ）ハードウェア設定である。システムの詳細な説明は、材料及び方法の節で見られる。「表皮」熱変色性液晶（ｅ−ＴＬＣ）熱画像化デバイスの写真、顕微鏡写真、及び設計の特徴である。ａ、皮膚を捩じる動作で挟むことで（左側）、皮膚にある間に温かいガラス棒で突くことで（真ん中）、及び、自重で潰れる筒自由に直立することで（右側）変形されたデバイスの写真である。ｂ、較正のための固定された色を有するドットの統合パターンの無い場合（上側）及び有る場合（下側）での、スペクトルの青色領域において動作するデバイスの拡大図である。ｃ、皮膚の湾曲する表面で動作している較正システムを伴うｅ−ＴＬＣデバイスの写真である。ｄ、蛇行アンテナ構造の拡大図を伴う（差し込み図）、無線周波数アンテナ及びジュール加熱要素をその背面に備える、折り畳まれ、手の平に位置するデバイスの写真である。ｅ、ジュール加熱要素の拡大図を伴う（差し込み図）、引っ張り歪みの下での無線加熱器を伴うｅ−ＴＬＣデバイスについての有限要素モデル化の結果の概略図である。ｆ、加熱器によって誘発された色変化の拡大図を伴う（差し込み図）、空気中で無線周波数出力に曝されている間の回収された能動的な無線ｅ−ＴＬＣデバイスの画像である。ｇ、加熱器の領域における拡大図を伴う（差し込み図）、同様の条件の下での同じデバイスの赤外線画像である。「表皮」熱変色性液晶（ｅ−ＴＬＣ）熱画像化デバイスの写真、顕微鏡写真、及び設計の特徴である。ａ、皮膚を捩じる動作で挟むことで（左側）、皮膚にある間に温かいガラス棒で突くことで（真ん中）、及び、自重で潰れる筒自由に直立することで（右側）変形されたデバイスの写真である。ｂ、較正のための固定された色を有するドットの統合パターンの無い場合（上側）及び有る場合（下側）での、スペクトルの青色領域において動作するデバイスの拡大図である。ｃ、皮膚の湾曲する表面で動作している較正システムを伴うｅ−ＴＬＣデバイスの写真である。ｄ、蛇行アンテナ構造の拡大図を伴う（差し込み図）、無線周波数アンテナ及びジュール加熱要素をその背面に備える、折り畳まれ、手の平に位置するデバイスの写真である。ｅ、ジュール加熱要素の拡大図を伴う（差し込み図）、引っ張り歪みの下での無線加熱器を伴うｅ−ＴＬＣデバイスについての有限要素モデル化の結果の概略図である。ｆ、加熱器によって誘発された色変化の拡大図を伴う（差し込み図）、空気中で無線周波数出力に曝されている間の回収された能動的な無線ｅ−ＴＬＣデバイスの画像である。ｇ、加熱器の領域における拡大図を伴う（差し込み図）、同様の条件の下での同じデバイスの赤外線画像である。「表皮」熱変色性液晶（ｅ−ＴＬＣ）熱画像化デバイスの写真、顕微鏡写真、及び設計の特徴である。ａ、皮膚を捩じる動作で挟むことで（左側）、皮膚にある間に温かいガラス棒で突くことで（真ん中）、及び、自重で潰れる筒自由に直立することで（右側）変形されたデバイスの写真である。ｂ、較正のための固定された色を有するドットの統合パターンの無い場合（上側）及び有る場合（下側）での、スペクトルの青色領域において動作するデバイスの拡大図である。ｃ、皮膚の湾曲する表面で動作している較正システムを伴うｅ−ＴＬＣデバイスの写真である。ｄ、蛇行アンテナ構造の拡大図を伴う（差し込み図）、無線周波数アンテナ及びジュール加熱要素をその背面に備える、折り畳まれ、手の平に位置するデバイスの写真である。ｅ、ジュール加熱要素の拡大図を伴う（差し込み図）、引っ張り歪みの下での無線加熱器を伴うｅ−ＴＬＣデバイスについての有限要素モデル化の結果の概略図である。ｆ、加熱器によって誘発された色変化の拡大図を伴う（差し込み図）、空気中で無線周波数出力に曝されている間の回収された能動的な無線ｅ−ＴＬＣデバイスの画像である。ｇ、加熱器の領域における拡大図を伴う（差し込み図）、同様の条件の下での同じデバイスの赤外線画像である。ｅ−ＴＬＣデバイスの機械的特性の実験及び計算による研究である。ａ、デバイスの応力−歪み応答の測定及び理論的計算である。ｂ、異なるレベルの引っ張り歪みの下でのｅ−ＴＬＣデバイスの代表的な領域の画像と三次元有限要素モデル化との間の比較である。皮膚の正確な熱画像化のためにｅ−ＴＬＣデバイスの較正及び使用である。ａ、３２℃〜３９℃の単一の画素において測定される反射及び３３℃〜３８℃の対応する画像（差し込み図）。ｂ、通常は一定の温度で保持されているｅ−ＴＬＣのデジタル色分析から抽出された温度における一時変化。ｃ、ｅ−ＴＬＣデバイスにおける較正ピクセルの色分析から決定された見掛け温度の時間変化である。フレームｂ及びｃも赤外線カメラで得られた結果を示している。ｄ、代表的な７ｘ７の配列の画素において実証されたｅ−ＴＬＣデバイスのデジタル画像を処理するためのステップの図である。ｅ、色相分析を用いて決定された色−温度較正である。ｆ、２６ｘ２６の配列の画素から成るｅ−ＴＬＣデバイスの画像が、手首に共形で装着されている。ｇ、デバイスのデジタル画像の色相値分析によって得られた色情報から抽出された温度分布の３Ｄ（３次元）レンダリングである。ｈ、ｇと同じ時間及び同じ場所に赤外線カメラによって撮られた温度の２Ｄ（２次元）レンダリングである。ｉ、ｇ及びｈのデータから抽出された線切断の温度分析結果である。皮膚の正確な熱画像化のためにｅ−ＴＬＣデバイスの較正及び使用である。ａ、３２℃〜３９℃の単一の画素において測定される反射及び３３℃〜３８℃の対応する画像（差し込み図）。ｂ、通常は一定の温度で保持されているｅ−ＴＬＣのデジタル色分析から抽出された温度における一時変化。ｃ、ｅ−ＴＬＣデバイスにおける較正ピクセルの色分析から決定された見掛け温度の時間変化である。フレームｂ及びｃも赤外線カメラで得られた結果を示している。ｄ、代表的な７ｘ７の配列の画素において実証されたｅ−ＴＬＣデバイスのデジタル画像を処理するためのステップの図である。ｅ、色相分析を用いて決定された色−温度較正である。ｆ、２６ｘ２６の配列の画素から成るｅ−ＴＬＣデバイスの画像が、手首に共形で装着されている。ｇ、デバイスのデジタル画像の色相値分析によって得られた色情報から抽出された温度分布の３Ｄ（３次元）レンダリングである。ｈ、ｇと同じ時間及び同じ場所に赤外線カメラによって撮られた温度の２Ｄ（２次元）レンダリングである。ｉ、ｇ及びｈのデータから抽出された線切断の温度分析結果である。皮膚の正確な熱画像化のためにｅ−ＴＬＣデバイスの較正及び使用である。ａ、３２℃〜３９℃の単一の画素において測定される反射及び３３℃〜３８℃の対応する画像（差し込み図）。ｂ、通常は一定の温度で保持されているｅ−ＴＬＣのデジタル色分析から抽出された温度における一時変化。ｃ、ｅ−ＴＬＣデバイスにおける較正ピクセルの色分析から決定された見掛け温度の時間変化である。フレームｂ及びｃも赤外線カメラで得られた結果を示している。ｄ、代表的な７ｘ７の配列の画素において実証されたｅ−ＴＬＣデバイスのデジタル画像を処理するためのステップの図である。ｅ、色相分析を用いて決定された色−温度較正である。ｆ、２６ｘ２６の配列の画素から成るｅ−ＴＬＣデバイスの画像が、手首に共形で装着されている。ｇ、デバイスのデジタル画像の色相値分析によって得られた色情報から抽出された温度分布の３Ｄ（３次元）レンダリングである。ｈ、ｇと同じ時間及び同じ場所に赤外線カメラによって撮られた温度の２Ｄ（２次元）レンダリングである。ｉ、ｇ及びｈのデータから抽出された線切断の温度分析結果である。異なる照明条件の下で評価された、感知画素と共に位置付けられた色較正画素の配列を組み込んでいるｅ−ＴＬＣデバイスによる温度分析である。ａ、配列の中心における局所的な加熱の直後のデバイスの画像である。ｂ、較正（星形）及び感知画素（点；赤色−蛍光灯による照明；青色−発光ダイオードによる照明；緑色−ハロゲンランプによる照明）のために抽出された色相及び彩度の値である。ｃ、白色蛍光灯（ＦＬ）、ｄ、白色発光ダイオード（ＬＥＤ）、ｅ、ハロゲンライト（ＨＧ）で決定された色補正された温度の３Ｄ（３次元）レンダリングである。ｆ、ｃ〜ｅに示した点線に沿って回収された結果の線グラフである。ｇ．色補正がないが、ｆにおける結果と同様の結果である。能動的なｅ−ＴＬＣデバイスを用いた皮膚の熱伝導率及び熱拡散率の決定である。ａ、能動的なｅ−ＴＬＣデバイスにおける局所的な加熱の位置からの距離の関数としての温度（記号）と、熱伝導率を決定するための対応する最良適合のモデル化の結果（分析；線）との例である。ｂ、文献から得られた値と、赤外線カメラで決定された温度の分析から得られた値とを比較した、能動的なｅ−ＴＬＣデバイスを用いて評価された水／エチレングリコール溶液の熱伝導率である。エラーバーは、ｅ−ＴＬＣで得られた測定の平均標準偏差を表している。ｃ、市販の水分計で別に測定された、異なるレベルの水和における皮膚での能動的なｅ−ＴＬＣデバイスで測定された熱伝導率である。エラーバーは、水分計で得られた測定の平均標準偏差を表している。ｄ、能動的なｅ−ＴＬＣデバイスにおける無線加熱器の近くの場所についての時間の関数としての温度（記号）と、熱拡散率を決定するための最良適合のモデル化の結果（分析；線）との例である。ｅ、文献から得られた値と、赤外線カメラで決定された温度の分析から得られた値とを比較した、能動的なｅ−ＴＬＣデバイスを用いて評価された水／エチレングリコール溶液の熱拡散率である。エラーバーは、ｅ−ＴＬＣで得られた測定の平均標準偏差を表している。ｆ、市販の水分計で別に測定された、異なるレベルの水和における皮膚での能動的なｅ−ＴＬＣデバイスで測定された熱拡散率である。エラーバーは、水分計で得られた測定の平均標準偏差を表している。反応性充血試験におけるｅ−ＴＬＣ熱画像化デバイスの適用である。図３３Ａは、拡大図（右側）を伴う、血が放出された後の閉塞試験の間の手首におけるｅ−ＴＬＣデバイスの光学画像である（左側）。図３３Ｂは、拡大図（右側）を伴う、デバイスの赤外線画像である（左側）。図３３Ｃは、閉塞の間及び閉塞の後（閉塞は、ｔ＝０秒において開始し、ｔ＝１６０秒において終了する）の異なる時間において、ｅ−ＴＬＣデバイスで決定された温度の空間的分布の３Ｄ（３次元）レンダリングである。図３３Ｄは、様々な時間における、ａの右側のフレームにおける水平で赤色の点線に沿う温度の線グラフである。図３３Ｅは、様々な時間における、ａの右側のフレームにおける鉛直で赤色の点線に沿う温度の線グラフである。図３３Ｆは、実験結果への熱モデルの比較によって決定された尺骨動脈を通る血流の速さである。重要なパラメータには、閉塞時間（ｔｏｃｃ）＝１６０秒、ピーク流れまでの時間（ｔｄｗ）＝１５秒、基準流速（ω０）＝３０ｍＬ／ｍｉｎ、及びピーク流速（ωｍａｘ）＝９０ｍＬ／ｍｉｎがある。ｇ、図３３Ｆのフレームにおける血流速度を用いた有限要素分析（ＦＥＡ）からの結果に沿って、閉塞の間に尺骨動脈の上方の皮膚の表面において測定された温度上昇である。８つのサブフレームは、図３３Ａの８つのフレームにおける水平で赤色の点線において異なる位置の温度履歴に対応している。図３３Ｇは、時間に対する温度の描画を提供している。反応性充血試験におけるｅ−ＴＬＣ熱画像化デバイスの適用である。図３３Ａは、拡大図（右側）を伴う、血が放出された後の閉塞試験の間の手首におけるｅ−ＴＬＣデバイスの光学画像である（左側）。図３３Ｂは、拡大図（右側）を伴う、デバイスの赤外線画像である（左側）。図３３Ｃは、閉塞の間及び閉塞の後（閉塞は、ｔ＝０秒において開始し、ｔ＝１６０秒において終了する）の異なる時間において、ｅ−ＴＬＣデバイスで決定された温度の空間的分布の３Ｄ（３次元）レンダリングである。図３３Ｄは、様々な時間における、ａの右側のフレームにおける水平で赤色の点線に沿う温度の線グラフである。図３３Ｅは、様々な時間における、ａの右側のフレームにおける鉛直で赤色の点線に沿う温度の線グラフである。図３３Ｆは、実験結果への熱モデルの比較によって決定された尺骨動脈を通る血流の速さである。重要なパラメータには、閉塞時間（ｔｏｃｃ）＝１６０秒、ピーク流れまでの時間（ｔｄｗ）＝１５秒、基準流速（ω０）＝３０ｍＬ／ｍｉｎ、及びピーク流速（ωｍａｘ）＝９０ｍＬ／ｍｉｎがある。ｇ、図３３Ｆのフレームにおける血流速度を用いた有限要素分析（ＦＥＡ）からの結果に沿って、閉塞の間に尺骨動脈の上方の皮膚の表面において測定された温度上昇である。８つのサブフレームは、図３３Ａの８つのフレームにおける水平で赤色の点線において異なる位置の温度履歴に対応している。図３３Ｇは、時間に対する温度の描画を提供している。反応性充血試験におけるｅ−ＴＬＣ熱画像化デバイスの適用である。図３３Ａは、拡大図（右側）を伴う、血が放出された後の閉塞試験の間の手首におけるｅ−ＴＬＣデバイスの光学画像である（左側）。図３３Ｂは、拡大図（右側）を伴う、デバイスの赤外線画像である（左側）。図３３Ｃは、閉塞の間及び閉塞の後（閉塞は、ｔ＝０秒において開始し、ｔ＝１６０秒において終了する）の異なる時間において、ｅ−ＴＬＣデバイスで決定された温度の空間的分布の３Ｄ（３次元）レンダリングである。図３３Ｄは、様々な時間における、ａの右側のフレームにおける水平で赤色の点線に沿う温度の線グラフである。図３３Ｅは、様々な時間における、ａの右側のフレームにおける鉛直で赤色の点線に沿う温度の線グラフである。図３３Ｆは、実験結果への熱モデルの比較によって決定された尺骨動脈を通る血流の速さである。重要なパラメータには、閉塞時間（ｔｏｃｃ）＝１６０秒、ピーク流れまでの時間（ｔｄｗ）＝１５秒、基準流速（ω０）＝３０ｍＬ／ｍｉｎ、及びピーク流速（ωｍａｘ）＝９０ｍＬ／ｍｉｎがある。ｇ、図３３Ｆのフレームにおける血流速度を用いた有限要素分析（ＦＥＡ）からの結果に沿って、閉塞の間に尺骨動脈の上方の皮膚の表面において測定された温度上昇である。８つのサブフレームは、図３３Ａの８つのフレームにおける水平で赤色の点線において異なる位置の温度履歴に対応している。図３３Ｇは、時間に対する温度の描画を提供している。ｅ−ＴＬＣデバイスを製作するための工程である。（ａ）表面にエンボス加工された柱の配列を持つＰＤＭＳが、スライドガラスにおけるＴＬＣ水性スラリースピンキャストの均一層と接触させつつ湿り状態のままとすることで、「インク付け」される。インクの厚さは、インクが柱の上面に接触することを確保するために、約１００μｍである。（ｂ）ＰＤＭＳスタンプにおけるインク付けされたＴＬＣ材料は、１５分間にわたって空気で乾燥することが許される。乾燥された膜の厚さは約１５μｍである。追加の「インク付け」工程が、２５〜３０μｍの最終的な厚さを達成するために繰り返される。典型的なＴＬＣ画素は、ＰＤＭＳ表面の疎水性と、インク付け工程の間に形成される大きな接触角度とのため、中心において最も厚くなる。（ｃ）転写は、一片の熱放射テープへのＴＬＣの送達を可能にする。（ｄ）黒色のＰＤＭＳ基材への転写は、テープからの熱作動された放出によって可能とされる。（ｅ）デバイスは、スピンキャスティングによるＰＤＭＳの透明な層で封止される。一軸性歪みへのｅ−ＴＬＣデバイスの機械的応答である。（ａ）異なるレベルの引っ張り歪みの下での隣接する画素同士の間の水平空間及び鉛直空間における変化についての実験結果、分析結果、及び有限要素モデル化の結果である。（ｂ）異なるレベルの引っ張り歪みの下で色較正画素を組み込むｅ−ＴＬＣデバイスの代表的な領域の画像と三次元有限要素モデル化との間の比較である。ジュール加熱器要素の機械的特性の実験及び計算の研究である。（ａ）異なるレベルの引っ張り歪みの下での有線ジュール加熱要素の実験画像と三次元有限要素モデル化との間の比較と、５０％までの伸長の場合について計算された歪み分布とである。（ｂ）異なるレベルの引っ張り歪みの下での無線ジュール加熱器要素の実験画像と三次元有限要素モデル化との間の比較と、５０％までの伸長の場合について計算された歪み分布とである。ジュール加熱器要素の機械的特性の実験及び計算の研究である。（ａ）異なるレベルの引っ張り歪みの下での有線ジュール加熱要素の実験画像と三次元有限要素モデル化との間の比較と、５０％までの伸長の場合について計算された歪み分布とである。（ｂ）異なるレベルの引っ張り歪みの下での無線ジュール加熱器要素の実験画像と三次元有限要素モデル化との間の比較と、５０％までの伸長の場合について計算された歪み分布とである。無線ジュール加熱の効果における歪みの影響の実験研究である。（ａ）異なる方法で機械的に変形されている間の無線周波数エネルギーへの曝露の下での、無線ジュール加熱器についての赤外線温度測定である。（ｂ）対応する画像での異なるレベルの引っ張り歪みにおける測定である。水透過性試験である。（ａ）ＡＳＴＭＥ９６−９５ガイドラインに準拠する水透過の測定のための実験の設定の画像であり、（ｂ）異なる厚さを伴うｅ−ＴＬＣデバイスについて、及び、市販のＴＬＣ片についての、乾燥剤による水取り込みと関連付けられた時間の関数としての重量の変化の結果である。皮膚の温度及び水和におけるｅ−ＴＬＣの影響である。（ａ）ｅ−ＴＬＣデバイスを手首に装着した直後に撮られた赤外線画像である。（ｂ）装着から３時間後に取られた赤外線画像である。（ａ）と（ｂ）との両方について、データは、デバイスの領域における平均温度が、デバイスに隣接する温度と同じであることを指し示している。（ｃ）デバイスの近くの位置とデバイスの下の位置との間の温度差は、３時間の運転の間には明らかな増加を示していない。（ｄ）８０μｍの厚さのｅ−ＴＬＣとの３時間の接触の後、乾燥した皮膚（基準読取値約１０）の領域においてデルフィンメータ（Ｄｅｌｆｉｎｍｅｔｅｒ）を用いた水和の測定は、約２５％の増加を指し示している。（ｅ）良好に水和された皮膚（基準読取値約３５）における同一の条件下での同じデバイスは、はるかにより小さい百分率増加（７．５％）をもたらす。試験条件の他の同一のセットについては、約１００％へと導かれたフィーバースキャン（Ｆｅｖｅｒｓｃａｎ）（商標）片が水和において増加する。センサ応答時間である。（ａ）皮膚においてセンサ応答時間を決定するために分析のモデル化で使用される層である。（ｂ）センサ応答時間を測定するための実験設定である。皮膚と同様の熱特性を有する温かいエチレングリコール浴が、背面からｅ−ＴＬＣデバイスと接触している。（ｃ）高速度カメラによって撮られた実験センサ応答時間と、一次元熱伝導モデルの基づいた対応する分析的予測とである。実験では、全体の温度変化の９０％に到達するためにセンサにとって必要とされる時間は、３０μｍの黒色のＰＤＭＳ及び２５μｍの液晶の場合については、おおよそ３３ｍｓである１つのフレームで達成されている。温度非感受アクリル系染料を用いて試験されたノイズ及び不確実性である。（ａ）色相／彩度の空間で描画されたＴＬＣ色−温度較正である。記号は、色相値で指し示されているように、較正の間にＴＬＣの色相／彩度の値に対応する場所に位置付けられている。温度は、二次元の線形の適合で計算されており、色階調によって表されている。（ｂ）名目上の固定された温度で保持されたときのＴＬＣの色における時間変動である。（ｃ）固定された温度における青較正色の時間変動である。（ｄ）固定された温度における緑較正色の時間変動である。（ｅ）固定された温度における赤較正色の時間変動である。能動的なｅ−ＴＬＣデバイスを用いて回収されたデータから、決定した熱伝導率及び熱拡散率を可能にする有限要素モデルである。（ａ）ｅ−ＴＬＣデバイスと皮膚との間に埋め込まれたジュール加熱器とのモデルの３Ｄ（３次元）図である。（ｂ）ｅ−ＴＬＣデバイスと皮膚との間に埋め込まれたジュール加熱器とのモデルの断面図である。（ｃ）ジュール加熱器の運転の間の定常状態における熱の空間減衰の分析モデルである。（ｄ）対応する有限要素モデル化の結果である。（ｅ）１つの次元に沿う有線ジュール加熱器運転による空間温度減衰の分析及び有限要素モデルである。（ｆ）加熱器から離れた場所のための無線ジュール加熱器運転での時間温度上昇の分析及び有限要素モデルである。（ｇ）図３２における皮膚の熱伝導率及び熱拡散率から推論された皮膚の熱容量である。能動的なｅ−ＴＬＣデバイスを用いて回収されたデータから、決定した熱伝導率及び熱拡散率を可能にする有限要素モデルである。（ａ）ｅ−ＴＬＣデバイスと皮膚との間に埋め込まれたジュール加熱器とのモデルの３Ｄ（３次元）図である。（ｂ）ｅ−ＴＬＣデバイスと皮膚との間に埋め込まれたジュール加熱器とのモデルの断面図である。（ｃ）ジュール加熱器の運転の間の定常状態における熱の空間減衰の分析モデルである。（ｄ）対応する有限要素モデル化の結果である。（ｅ）１つの次元に沿う有線ジュール加熱器運転による空間温度減衰の分析及び有限要素モデルである。（ｆ）加熱器から離れた場所のための無線ジュール加熱器運転での時間温度上昇の分析及び有限要素モデルである。（ｇ）図３２における皮膚の熱伝導率及び熱拡散率から推論された皮膚の熱容量である。反応性充血試験におけるｅ−ＴＬＣ熱画像化デバイスと赤外線カメラ測定との比較である。（ａ）２０秒間の間隔でｔ＝１６０秒からｔ＝２６０秒までの代表時間におけるｅ−ＴＬＣデバイスで決定された温度の空間的分布である。（ｂ）２０秒間の間隔でｔ＝１６０秒からｔ＝２６０秒までの代表時間における赤外線カメラで決定された温度の空間的分布である。閉塞の間の血流の速さを決定する熱伝導モデルの概略図である。手首モデルの（ａ）断面図、及び（ｂ）三次元図である。（ｃ）基準流速に対するＦＥＡ及び実験の温度分散である。（ｄ）３０ｍＬ／ｍｉｎの基準流速を用いるＦＥＡ計算と比較しての、動脈からの距離の関数としての定常状態温度の実験結果である。（ｅ）閉塞のステージＩＩの間のパラメータα及びτ_０の空間における温度分散の分布である。閉塞の間の血流の速さを決定する熱伝導モデルの概略図である。手首モデルの（ａ）断面図、及び（ｂ）三次元図である。（ｃ）基準流速に対するＦＥＡ及び実験の温度分散である。（ｄ）３０ｍＬ／ｍｉｎの基準流速を用いるＦＥＡ計算と比較しての、動脈からの距離の関数としての定常状態温度の実験結果である。（ｅ）閉塞のステージＩＩの間のパラメータα及びτ_０の空間における温度分散の分布である。

［発明の詳細な説明］
[0085]概して、本明細書で使用されている用語及び表現は、それらの技術的に認識されている意味を有し、当業者に知られている一般的な文章、雑誌文献、及び文脈を参照することで見出すことができる。以下の定義は、本発明の文脈におけるそれらの特定の使用を明確にするために提供されている。

[0086]「機能的基材」（ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｓｕｂｓｔｒａｔｅ）は、基材の表面又は内部に配置される構成要素（複数可）のための機械的な支持を提供する以外の少なくとも１つの機能又は目的を有するデバイスのための基材構成要素に言及している。実施形態では、機能的基材が少なくとも１つの皮膚に関する機能又は目的を有する。実施形態では、機能的基材は、例えば、皮膚などの組織との境界面において共形の接触を確立するための物理的特性及び機械的特性といった、機械的な機能性を有する。実施形態では、機能的基材は、例えば、生体液の組成及び量などの生理学的パラメータの測定及び／又は特徴との干渉を回避するように十分小さい熱負荷又は熱質量を提供することといった、熱機能性を有する。実施形態では、本デバイス及び本方法の機能的基材は生体適合性及び／又は生体不活性である。実施形態では、機能的基材は、機能的基材及び被験者の皮膚の機械的、熱的、化学的、及び／又は電気的な特性が互いと２０％、１５％、１０％、又は５％以内であるように、機能的基材と皮膚との機械的、熱的、化学的、及び／又は電気的な適合を容易にし得る。

[0087]一部の実施形態では、皮膚などの組織に機械的に適合される機能的基材は、例えば組織の表面との共形の接触を確立するのに有用である、共形可能な境界面を提供する。特定の実施形態のデバイス及び方法は、例えば、重合体材料及び／又はエラストマ材料などの柔軟性及び／又は伸長性を呈する、柔らかい材料を含む機械的に機能的な基材を組み込む。実施形態では、機械的に適合された基材は、１００ＭＰａ以下の弾性率を有し、任意選択で、一部の実施形態については１０ＭＰａ以下の弾性率を有し、任意選択で、一部の実施形態については１ＭＰａ以下の弾性率を有する。実施形態では、機械的に適合された基材は、０．５ｍｍ以下の厚さを有し、任意選択で、一部の実施形態については１ｃｍ以下の厚さを有し、任意選択で、一部の実施形態では３ｍｍ以下の厚さを有する。実施形態では、機械的に適合された基材は、１ｎＮｍ以下の曲げ剛性を有し、任意選択で、０．５ｎＮｍ以下の曲げ剛性を有する。

[0088]一部の実施形態では、機械的に適合された機能的基材は、１０倍又は２倍など、皮膚の表皮層についての同じパラメータの特定の倍率以内にある１つ又は複数の機械的特性及び／又は物理的特性によって、特徴付けられる。実施形態では、例えば、機能的基材は、本発明のデバイスとの境界面において、皮膚の表皮層などの組織の２０倍以内、又は任意選択で一部の用途については１０倍以内、又は任意選択で一部の用途については２倍以内にあるヤング率又は厚さを有する。実施形態では、機械的に適合された機能的基材は、皮膚の質量又は弾性率以下である質量又は弾性率を有し得る。

[0089]一部の実施形態では、皮膚に熱的に適合される機能的基材は、デバイスの展開が皮膚などの組織に熱負荷をもたらさないだけの小さい熱質量、又は、生体液の特性（例えば、組成、放出の速さなど）などの生理学的パラメータの測定及び／若しくは特性に影響を与えないだけの小さい熱質量を有する。一部の実施形態では、例えば、皮膚に熱的に適合される機能的基材は、皮膚における展開が、摂氏２度以下の温度の増加、任意選択で一部の用途については摂氏１度以下の温度の増加、任意選択で一部の用途については摂氏０．５度以下の温度の増加、及び、任意選択で一部の用途については摂氏０．１度以下の温度の増加をもたらすように、十分に小さい熱質量を有する。一部の実施形態では、例えば、皮膚に熱的に適合される機能的基材は、水分の変化を１．２倍以上で回避するなど、皮膚からの水分損失を大幅に乱さないだけの小さい熱質量を有する。そのため、デバイスは、発汗を大幅に低減しない、又は、皮膚からの経皮性の水分損失を大幅に乱さない。

[0090]実施形態では、機能的基材は、少なくとも部分的に親水性であり得る、及び／又は、少なくとも部分的に疎水性であり得る。

[0091]実施形態では、機能的基材は、１００ＭＰａ以下の弾性率、５０ＭＰａ以下の弾性率、１０ＭＰａ以下の弾性率、１００ｋＰａ以下の弾性率、８０ｋＰａ以下の弾性率、又は５０ｋＰａ以下の弾性率を有し得る。さらに、一部の実施形態では、デバイスは、５ｍｍ以下の厚さ、２ｍｍ以下の厚さ、１００μｍ以下の厚さ、又は５０μｍ以下の厚さと、１ｎＮｍ以下の正味曲げ剛性、０．５ｎＮｍ以下の正味曲げ剛性、又は０．２ｎＮｍ以下の正味曲げ剛性とを有し得る。例えば、デバイスは、０．１〜１ｎＮｍ、０．２〜０．８ｎＮｍ、０．３〜０．７ｎＮｍ、又は０．４〜０．６ｎＮｍの範囲から選択される正味曲げ剛性を有し得る。

[0092]「構成要素」は、デバイスの個別の部分に言及するために幅広く使用されている。

[0093]「感知」は、物理的及び／又は化学的な特性の存在、非存在、量、規模、又は強さを検出することに言及している。感知のための有用なデバイス構成要素には、限定されることはないが、電極要素、化学的又は生物学的なセンサ要素、ｐＨセンサ、温度センサ、歪みセンサ、機械的センサ、位置センサ、光学センサ、及び容量センサがある。

[0094]「作動」は、構造、材料、又はデバイス構成要素に刺激、制御、又は影響を与えることに言及している。作動のための有用なデバイス構成要素には、限定されることはないが、電極要素、電磁放射放出要素、発光ダイオード、レーザー、磁気要素、音響要素、圧電素子、化学的要素、生物学的要素、及び加熱要素がある。

[0095]「直接的及び間接的」という用語は、別の構成要素に対するある構成要素の作用又は物理的位置を表現している。例えば、別の要素に「直接的」に作用又は接触する構成要素は、中間物の介在なくそのようになる。反対に、別の要素に「間接的」に作用又は接触する構成要素は、中間物（例えば、第３の構成要素）を介してそのようになる。

[0096]「封入」は、ある構造が、基材、接着層、又は封入層などの１つ又は複数の構造によって、少なくとも部分的に、一部の場合では完全に包囲されるような、その構造の位置付けに言及している。「部分的な封入」は、ある構造が、例えば、その構造の外面の３０％、任意選択で５０％、又は任意選択で９０％が１つ又は複数の構造によって包囲される、１つ又は複数の他の構造によって部分的に包囲されるような、その構造の位置付けに言及している。「完全な封入」は、ある構造が、１つ又は複数の他の構造によって完全に包囲されるような、その構造の位置付けに言及している。

[0097]「誘電」は、非導電又は絶縁の材料に言及している。

[0098]「重合体」は、共有結合性の化学結合によって連結されている反復構造単位、又は、高分子量によってしばしば特徴付けられる１つ又は複数の単量体の重合生成物から成る高分子に言及している。重合体という用語は、単独重合体、又は、１つの反復単量体サブユニットから本質的に成る重合体を含む。重合体という用語は、共重合体、又は、ランダム共重合体、ブロック共重合体、交互共重合体、セグメント化共重合体、グラフト共重合体、テーパー共重合体、及び他の共重合体などの２つ以上の単量体サブユニットから本質的に成る重合体も含む。有用な重合体は、非結晶質、半非結晶質、結晶質、又は部分的に結晶質の状態にあり得る有機重合体又は無機重合体を含む。結び付けられた単量体を有する架橋重合体は、一部の用途にとって特に有用である。開示されている方法、デバイス、及び構成要素において有用なポリマには、プラスチック、エラストマ、熱可塑性エラストマ、弾性可塑物、熱可塑性物、及びアクリレート類がある。例示の重合体には、限定されることはないが、アセタールポリマ、生分解性ポリマ、セルロースポリマ、フルオロポリマ、ナイロン、ポリアクリロニトリルポリマ、ポリアミドイミドポリマ、ポリイミド、ポリアリーレート、ポリベンゾイミダゾール、ポリブチレン、ポリカーボネート、ポリエステル、ポリエーテルイミド、ポリエチレン、ポリエチレン共重合体及び変性ポリエチレン、ポリケトン、ポリ（メチルメタクリレート）、ポリメチルペンテン、ポリフェニレン酸化物及びポリフェニレン硫化物、ポリフタルアミド、ポリプロピレン、ポリウレタン、スチレン系樹脂、スルホン系樹脂、ビニル系樹脂、ゴム（天然ゴム、スチレンブタジエン、ポリブタジエン、ネオプレン、エチレンプロピレン、ブチル、ニトリル、シリコーンを含む）、アクリル、ナイロン、ポリカーボネート、ポリエステル、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリ塩化ビニル、ポリオレフィン、又は、これらの任意の組合せがある。

[0099]「エラストマ」は、実質的な永久の変形なしで、伸長又は変形できると共にその元の形へと戻ることができる重合体材料に言及している。エラストマは実質的に弾性の変形を通常受ける。有用なエラストマには、重合体、共重合体、複合材料、又は、重合体と共重合体との混合物がある。エラストマ層は、少なくとも１つのエラストマを含む層に言及している。エラストマ層はドーパント及び他の非エラストマ材料を含んでもよい。有用なエラストマには、限定されることはないが、熱可塑性エラストマ、スチレン材料、オレフィン材料、ポリオレフィン、ポリウレタン熱可塑性エラストマ、ポリアミド、合成ゴム、ＰＤＭＳ、ポリブタジエン、ポリイソブチレン、ポリ（スチレン−ブタジエン−スチレン）、ポリウレタン、ポリクロロプレン、及びシリコーンがある。例示のエラストマには、限定されることはないが、ポリ（ジメチルシロキサン）（つまり、ＰＤＭＳ及びｈ−ＰＤＭＳ）、ポリ（メチルシロキサン）、部分的にアルキル化されたポリ（メチルシロキサン）、ポリ（アルキルメチルシロキサン）、及びポリ（フェニールメチルシロキサン）を含むポリシロキサン、シリコン変性エラストマ、熱可塑性エラストマ、スチレン材料、オレフィン材料、ポリオレフィン、ポリウレタン熱可塑性エラストマ、ポリアミド、合成ゴム、ポリイソブチレン、ポリ（スチレン−ブタジエン−スチレン）、ポリウレタン、ポリクロロプレン、並びにシリコーンなどのシリコン含有重合体がある。実施形態では、重合体はエラストマである。

[00100]「共形可能」は、例えば、浮き彫りの特徴のパターンを有する表面との共形の接触を可能にする輪郭形状といった、任意の所望の輪郭形状をデバイス、材料、又は基材に採用させることができるだけの小さい曲げ剛性を有するデバイス、材料、又は基材に言及している。特定の実施形態では、所望の輪郭形状は皮膚の輪郭形状である。

[00101]「共形の接触」は、デバイスと受入面との間に確立された接触に言及している。一態様では、共形の接触は、表面の全体の形へのデバイスの１つ又は複数の表面（例えば、接触面）の巨視的な適合を伴う。別の態様では、共形の接触は、実質的に空所のない密な接触をもたらす表面へのデバイスの１つ又は複数の表面（例えば、接触面）の巨視的な適合を伴う。実施形態では、共形の接触は、密な接触が達成されるような受入面（複数可）へのデバイスの接触面（複数可）の適合を伴い、その適合において、デバイスの接触面の表面積の２０％未満が受入面と物理的に接触せず、又は任意選択で、デバイスの接触面の表面積の１０％未満が受入面と物理的に接触せず、又は任意選択で、デバイスの接触面の表面積の５％未満が受入面と物理的に接触しない。特定の態様のデバイスは、内部組織及び外部組織との共形の接触を確立できる。特定の態様のデバイスは、湾曲表面、起伏表面、大規模な特徴のある表面、小さな特徴のある表面、及びこれらの任意の組合せを含む、ある範囲の表面形態素化によって特徴付けられる組織表面との共形の接触を確立できる。特定の態様のデバイスは、組織が受ける動作に対応する組織表面との共形の接触を確立できる。

[00102]「ヤング率」は、所与の物質についての歪みに対する応力の比に言及している、材料、デバイス、又は層の機械的特性である。ヤング率は数式によって提供され得る。

ここで、Ｅはヤング率であり、Ｌ_０は平衡長さであり、ΔＬは加えられた応力の下での長さ変化であり、Ｆは加えられる力であり、Ａは力が加えられる面積である。ヤング率は、式を介してラメ定数の用語で表されてもよい。

ここで、λ及びμはラメ定数である。大きいヤング率（又は「大きい弾性率」）及び小さいヤング率（又は「小さい弾性率」）は、所与の材料、層、又はデバイスにおけるヤング率の大きさの相対的な記載である。一部の実施形態では、大きいヤング率は、好ましくは一部の用途については約１０倍、より好ましくは他の用途については約１００倍、さらにより好ましくはなおも他の用途については約１０００倍で、小さいヤング率より大きい。実施形態では、小さい弾性率の層は、１００ＭＰａ未満のヤング率、任意選択で１０ＭＰａ未満のヤング率、及び、任意選択で０．１ＭＰａ〜５０ＭＰａの範囲から選択されるヤング率を有する。実施形態では、大きい弾性率の層は、１００ＭＰａ超のヤング率、任意選択で１０ＧＰａ超のヤング率、及び、任意選択で１ＧＰａ〜１００ＧＰａの範囲から選択されるヤング率を有する。実施形態では、本発明のデバイスは、小さいヤング率を有する１つ又は複数の構成要素を有する。実施形態では、本発明のデバイスは、全体で小さいヤング率を有する。

[00103]「小さいヤング率」は、１０ＭＰａ以下、５ＭＰａ以下、又は１ＭＰａ以下のヤング率を有する材料に言及している。

[00104]「曲げ剛性」は、加えられる曲げモーメントに対する材料、デバイス、又は層の抵抗を表現している材料、デバイス、又は層の機械的特性である。概して、曲げ剛性は、材料、デバイス、又は層の弾性率と断面二次モーメントとの積として定義される。不均一な曲げ剛性を有する材料は、任意選択で、材料の全体の層について、「バルク」又は「平均」の曲げ剛性の用語で表現されてもよい。

[00105]「組織パラメータ」は、物理的特性、生理学的特性、電子的特性、光学的特性、及び／又は化学的組成を含む組織の特性に言及している。組織パラメータは、表面特性、表面下特性、及び、生体液などの組織に由来する材料の組成又は特性に言及できる。組織パラメータは、温度、水和状態、組織の化学的組成、組織からの流体の化学的組成、組織からの流体のｐＨ、生体指標の存在又は非存在、組織へと曝される電磁放射の強さ、組織へと曝される電磁放射の波長、組織へと曝される環境汚染物質の量など、体内組織に対応するパラメータに言及できる。一部の実施形態のデバイスは、１つ又は複数の組織パラメータに対応する応答を生成できる。

[00106]「環境パラメータ」は、組織との共形の接触でデバイスなど、デバイスの環境の特性に言及している。環境パラメータは、デバイスに曝されている電磁放射の強さ、デバイスに曝される電磁放射の波長、デバイスに曝される環境構成要素の化学的構成要素、デバイスに曝される環境構成要素の化学的構成要素、デバイスに曝される環境汚染物質の量、及び／又はデバイスに曝される環境汚染物質の化学的組成など、物理的特性、電子的特性、光学的特性、及び／又は化学的組成に言及できる。一部の実施形態のデバイスは、１つ又は複数の環境パラメータに対応する応答を生成できる。

[00107]「熱輸送特性」は、時間及び／又は距離（速度）にわたって、熱に関する組織特性など、温度に関する組織特性の変化の速さに言及している。一部の実施形態では、熱に関する組織特性は、温度、伝導度、又は湿度であり得る。熱に関する組織特性は、組織の熱輸送特性を決定するために使用されてもよく、その場合、「熱輸送特性」は、組織表面又はその近くにおける熱の流れ又は分布に関する。一部の実施形態では、熱輸送特性は、組織表面、熱伝導率、熱拡散率、及び熱容量にわたる温度分布を含む。本方法及び本システムにおいて評価されているような熱輸送特性は、組織の物理的又は生理学的な特性と相互に関連付けされ得る。一部の実施形態では、熱輸送特性は、組織の温度と相互に関連し得る。一部の実施形態では、熱輸送特性は、血の流れ及び／又は方向など、脈管構造の特性で相互に関連し得る。

[00108]本発明は、以下の非限定的な例によってさらに理解され得る。

[00109]実施例１：大血管及び微小血管の血流の非侵襲で正確で連続的な監視のための表皮デバイス
[00110]血流における変化の連続的な監視は、幅広い臨床及び研究の計画について、微小血管及び大血管の状況の評価において極めて重要である。様々な技術が存在するが、ほとんどは被験者の完全な固定を必要とするため、被験者の用益を病院又は臨床の状況に限定してしまう。ウェアラブル形式で提供され得るこれらの技術は、限定的な精度、モーションアーチファクト、及び、皮膚の表面とのセンサの密接な非侵襲の機械的なつながりを達成する能力のないことから起こる他の欠点を受ける。ここで、連続的で正確な血流マッピングにおいて高度な能力を提供する超薄型で柔らかい皮膚と共形するセンサ技術を導入する。体系的な作業は、設計及び運転において定量的な測定及び指針のための実験の手順及び理論のセットを確立する。最先端の臨床技術を用いて実施される測定での検証を含め、ヒトの被験者における実験研究は、異なる生理学的条件の範囲の下で大血管と微小血管との両方の敏感で正確な評価を実証している。洗練された運転モードは、長期間のドリフトを排除し、電力消費を低減し、毎日の活動の間に連続的な監視のためのこの技術の使用に向けたステップを提供する。

[00111]血流の測定は、血管の健康の重要なしばしば欠かせない指標として機能する［１］。血管の内皮機能不全は、高齢化、アテローム性動脈硬化［２］、糖尿病、及び、炎症も伴い得る他の状態［３］から生じ得る。そのため、相当の関心が、異なる条件の下で身体の様々な部分にわたる血流の信頼できる非侵襲の監視のための能力を伴う機器に存在する［４］。既存の技術は、下層の測定物理、すなわち、機械的（プレチスモグラフィ）、光学的（フォトプレチスモグラフィ、レーザードップラー流量計（ＬＤＦ）、及びレーザースペックルコントラスト画像化（ＬＳＣＩ））、音響的（超音波）、及び熱的（熱クリアランスの様々な形態）に従って分類できる。プレチスモグラフィは、血液量における変化によって引き起こされる四肢の寸法における体積変化の測定に依存するが、全体の四肢への流れの見積もりを提供するだけである。測定は、典型的には、寸法変化を定量化するために四肢の周りに巻き付けられる歪みゲージを［５、６］、又は、フォトプレチスモグラフィの場合には、光学的吸収における変化を特定するために光学的照明を伴い、それらの両方が血液量における変化から起こる。超音波技術は音響ドップラー偏移に依存している［８、９］。光学信号における同様のドップラー偏移は、レーザーＬＤＦ測定についての基礎を形成している［１０〜１２］。血流がコヒーレント光源と関連付けられた反射スペックルパターンにおいて時空変化を誘発する関連光学現象は、現代のＬＳＣＩ技術の基礎を形成している［１３〜１５］。

[00112]音響的方法及び光学的方法は、それらの時空マッピングに関する堅牢性のため、特に有用である。しかしながら、動きに対する過剰な感度は、測定の間の被験者の固定化を要求するため、制御された臨床又は研究室の状況に使用を限定してしまう。貼り付けられた一点のセンサは、動作の影響を低減するためにいくらかの電位を有するが、通常の身体の動きの間の使用を許容することになるレベルになるとは思えない。ウェアラブル光学測定システムが利用可能になってきているが［１６〜１９］、現在のハードウェアは、長期間の適用の後に刺激及び不快感をもたらすと共に、誤った読取りをもたらす微小循環床における圧力を発生し得る方法で皮膚に固定される剛体の嵩張るデバイス構成要素を伴っている。

[00113]熱輸送に基づく技術は、動きへの低減された感度を提供する。既存の非侵襲の手法は、金属加熱と、皮膚に適用される感知プレートとを利用する。ここで、組織における血流［２０、２１］は、効果的な熱伝導率における空間的な変化を決定するための手段として、熱応答の時間的及び／又は空間的な依存に影響を与えるため、局所かん流に影響を与える。先の技術の限定は、嵩張る熱の構成要素と、圧力で誘発される皮膚への結合とから起こり、（１）空間マッピングを実施する、（２）微細な時間変化又は素早い時間変化を追跡する、及び、（３）血流の自然で不変のパターンを評価する能力のないことになる。レーザー加熱と、表面下の血管における熱分布の赤外線マッピングとの使用は［２４］、これらの欠点を回避するが、動きへの高い感度を再び導入してしまう。

[00114]ここで、既存の方法に対して相当の利点を提供する方法で血流の正確な熱測定を可能にするために、表皮の物理的及び局所的な特性を用いる電子デバイスを利用するための方略を提示する。熱分析技術と組み合わされるとき、これらのプラットフォームは、接触、動作、及び圧力と関連付けられた前述の限定及び制約がなく、日常の動作の間の連続的な使用のための可能性を伴う、深さ１．５ｍｍまでの表面近くの血流の速度と方向との両方の定量的な監視のための道筋を提供する。これらの能力は、正確な熱検出器が、外部から適用される圧力なくファンデルワールス力の作用だけを通じて皮膚の表面に密接に共形するデバイス構成要素の超薄型で柔らかい伸長可能な構造から得られる。密接な皮膚との接触と極めて小さい質量との組合せは（０〜４０μｍのシリコーン支持体厚さについて０．２〜５ｍｇｃｍ^−２）、身体の素早い動きの間における皮膚表面と検出器との間の相対的な動作を排除する。小さい熱質量（０．２〜５．７ｍＪｃｍ^−２Ｋ^−１）と大きいガス透過率（剛体のシリコーン支持体について２ｇｈ^−１ｍ^−２）とは、これらのシステムのより大きい透過性のための細孔／穿孔の変形物の選択肢と共に、皮膚の本来の温度への撹乱を最小限にする。最先端の市販の光学的血流測定システムとの定量的な比較を含むヒトの被験者ボランティアを伴う測定は、様々な生理学的条件の下で、大きな表面下の血管、つまり、静脈における方向の血流をマップする能力を実証している。定量的な分析及び有限要素モデルは、測定されたデータを血流の速さに変換するための系統的な枠組みを提供する。追加の測定は、皮膚描記性蕁麻疹と関連付けられる深呼吸及び叩くことの介在する充血によって誘発された、表面近くの微小血管系、つまり、細動脈及び毛細血管床を通る流れにおける変化を監視するための能力を実証している。進歩したパルス状運転モードは、電力消費の測定及び低減におけるドリフトの重大な発生源の排除によって、潜在的な長期間の監視を提供する。

[00115]結果及び考察
[00116]デバイス設計及び運転原理
[00117]デバイスは、薄い（１００ｎｍ）の金属の熱アクチュエータと、皮膚の目標領域（ここで提示されている結果については約１ｃｍ^２）の下の血流を監視するように設計されたセンサとの配列を組み込んでいる（図１ａ；製作詳細のための補足情報を参照）。配列は、２つのセンサの環体（１０／１００ｎｍのクロム／金の１０μｍ幅のフィラメントから成る０．５ｍｍ半径）によって包囲された単一の円形の熱アクチュエータ（１０／１００ｎｍのクロム／金の１５μｍ幅のフィラメントから成る１．５ｍｍ半径）を含んでいる。第１及び第２の環体は、それぞれ、中心アクチュエータから３ｍｍ及び５ｍｍの中心間距離に位置している。各々の環体は、環体の周りに４５°の角度増加で離間された７個のセンサを収容している（１つの４５°の場所が、相互接続配線を可能にするために空所である）。構造は、測定にとって欠かせない密接な熱接触の種類のために皮膚の表面に自然に共形となるデバイスプラットフォームを生み出すために、超薄型で伸長可能な電子センサ設計［２６〜３３］の概念を用いた、細いフィラメント状の蛇行配線と、小さい弾性率の薄いシリコン基材とを用いている。センサは、先に報告した結果に従うセンサの抵抗の温度依存の値に依存し、２Ｈｚのサンプリングレートで約０．０１℃の範囲にある測定精度を提供する。

[00118]表面下の血流は、この種類のシステムを用いて正確に定量化され得る異方性熱輸送現象をもたらす。中心の熱アクチュエータは、目標とされた血管の近傍における皮膚の表面における温度の穏やかで良好に制御された増加を作り出すために、熱出力の一定の発生源を提供する（図１ｃ）。センサの応答は、この加熱から生じる温度の時空分布を決定する。アクチュエータの寸法及び運転パラメータ（典型的には、約３．５ｍＷｍｍ^−２）は、包囲するセンサにおける適切な熱信号を、感覚のための閾値未満に留まるピーク温度（約６℃）を伴って確保する。ここで報告されているすべての場合について、応答は、約１０℃未満のピーク温度についての出力に線形に依存する。（より高い温度における影響について、図８ａ、図８ｂを参照）。代表データは、時間の関数としての温度における空間依存する変化の形態で、図１ｄに見られる。図１ｅ、図１ｆは、アクチュエータ信号のあるときとないときとで、時間的なある瞬間において色マップ化されたデータ補間をまとめている。局所的な熱流（ｔｈｅｒｍａｌｆｌｏｗ）の方向性は、アクチュエータの相対する側に位置付けられたセンサにおける温度の相対的な増加における違いから推論され得る。このような流れ場マップは、局所的な流れにおける相対的な変化と共に、皮膚表面に対する流れの方向性構成要素を指し示している（図１ｇ〜図１ｉ）。同様のデータであるが、デバイスが大きい血管のある領域に置かれているデータが、図９に見られる。

[00119]デバイス分析及びモデル化
[00120]定量的な血流の速さへのデータの変換は、組織の異種の時間力学の特性に依存する。信号に影響を与える変数には、血流の速さ及び方向に加えて、熱伝導率（λ）、熱容量（ｃ）、血液（下付き文字ｆ）及び局所的な組織（下付き文字ｓ）の密度（ρ）、血管深さ（図２ｂにおけるｈ）、血管半径（図２ｂにおけるＲ）、並びに、デバイスの形状パラメータ（図２ａにおいてＬ＝３．５ｍｍ、Ｂ＝１．５ｍｍ）がある。概して、血液の熱特性（λ_ｆ＝０．５Ｗ・ｍｍ^−１Ｋ^−１、ｃ_ｆ＝３６５９Ｊ・ｋｇ^−１・Ｋ^−１、ρ_ｆ＝１０６９ｋｇ／ｍ^３）が、良好に確立されており［３４、３５］、先験的に知られると考えられている。組織特性及び血管パラメータは、確立された生理学的範囲内にある値では、未知のものである［３４］。我々の分析は、系統的な実験測定ステップと、分析的なスケーリング則と、有限要素分析（ＦＥＡ）とを組み合わせている。図２は、これらのステップを、モデル化で使用される皮膚の下での血管の描写と共に示している（モデルシステムの立面図及び断面図が図２ａ及び図２ｂにそれぞれ見られる）。第１のステップにおいて、電力（７〜８ｍＷｍｍ^−２）の入力が、局所的な組織特性を調べるための手段として、デバイスにおける各々のセンサに連続的に加えられる（図２ｃ）。各々のセンサにおける温度上昇の時間力学の分析は、他において報告されている手順［３６］に従って、皮膚の対応する領域の熱特性を決定する（図２ｃにおける場合について、熱拡散率λ_ｓ／ρ_ｓｃ_ｓ＝０．１７ｍｍ^２ｓ^−１、及び熱伝導率λ_ｓ＝０．３Ｗｍ^−１ｋ^−１）。結果は、熱モデルについての重要な情報を表している。第２のステップは、中心の熱アクチュエータの温度と周囲のセンサの温度とを記録しながら、中心の熱アクチュエータを作動することを伴う。分析は、ＦＥＡ及び体外実験（図１０及び図１１、詳細についての材料及び方法を参照）によって検証されているように、以下の一時スケーリング則を確立している。

ここで、ΔＴは、アクチュエータの両側にあり、目標とされた血管の方向に沿って位置する一対のセンサの温度の間の差であり、ΔＴ_{ｓｔｅａｄｙ}は、ΔＴの最終的な定常状態値である。静脈の光学的な撮像素子（ＶｅｉｎＶｉｅｗｅｒＦｌｅｘ、ＣｈｒｉｓｔｉｅＭｅｄｉｃａｌ、ＵＳＡ）は、静脈におけるデバイスの正確な配置を支援するために、体内実験の間、ヒトの前腕の静脈のマッピング（手の平側の面、図１０）に有用である。その定常状態値ΔＴ_{ｓｔｅａｄｙ}によって正規化された温度ΔＴは、血管の半径Ｒ及び血流速度νから独立しており（図１１及び図１２）、一時スケーリング則における正規化された材料特性λ_ｓ／λ_ｆ及びρ_ｆｃ_ｆ／ρ_ｓｃ_ｓとアクチュエータ半径Ｂ／Ｌとが図１３に見られる。唯一の分からないパラメータは深さｈである。結果として、第１のステップで測定された組織熱特性を用いた、異なる血管深さを採用するＦＥＡ結果に対しての、時間ｔに対するΔＴ／ΔＴ_{ｓｔｅａｄｙ}の実験結果の比較は、ｈについて正確な推量を生み出すことができる。図２ｄの場合については、ｈ＝１．２５ｍｍである。第３のステップでは、アクチュエータにおける温度によって正規化されたアクチュエータの両側におけるセンサ同士の間の定常状態温度差ΔＴ_{ａｃｔｕａｔｏｒ}が、センサによって定められた方向に沿う血流速度に依存する。ここで、以下の一時スケーリング則が、以下の定常状態スケーリング則は、ＦＥＡ及び体外実験（図１４、詳細についての材料及び方法を参照）によって検証されているように、当てはまる。

[00121]正規化された熱伝導率λ_ｓ／λ_ｆ、血管の深さｈ／Ｌ、及びセンサ間隔Ｂ／Ｌにおけるその依存性は、図１５に見られる。Ｒの影響は、血管の場所に基づくおおよその値が使用され得るように、比較的小さい。例として、Ｒ＝０．９５ｍｍ及び１．６５ｍｍについての定常状態スケーリング則が、図２ｆに見られる。Ｒのこれらの値は、その後に記載されているいくつかの実験で使用される、手首の近くでの前腕正中皮静脈部分のために予期される範囲を境界付けており（Ｒ＝１．３ｍｍ±０．３５ｍｍ［３７］）、後で記載されているいくつかの実験で使用されている。２つの計算された曲線は、同様の形を有するが、若干ずれた値を伴っている。ΔＴ_{ｓｔｅａｄｙ}の値は、増加するνと共に増加することで（ｄΔＴ_{ｓｔｅａｄｙ}／ｄν＞０）、ν＝０において開始し、比較的小さい流れの速さにおいてピークとなり、次に、下流センサの対流の冷却が支配的となり始めるにつれて下降し始める（ｄΔＴ_{ｓｔｅａｄｙ}／ｄν＜０）。曲線の２つの区域を、ｄΔＴ_{ｓｔｅａｄｙ}／ｄν＞０において「小さい流れ状態（ｌｏｗｆｌｏｗｒｅｇｉｍｅ）」と言及し、ｄΔＴ_{ｓｔｅａｄｙ}／ｄν＜０において「大きい流れ状態（ｈｉｇｈｆｌｏｗｒｅｇｉｍｅ）」と言及する。大きい流れ状態（最も生理学的に関連する血流の速度に対応する、図２ｆ）では、Ｒ／Ｌは、定常状態スケーリング則が次式のように単純化されるように曲線の値への影響が小さい。

式３において唯一分からないのは、比ν／Ｒである。結果として、実験からのΔＴ_{ｓｔｅａｄｙ}／Δ_{Ｔａｃｔｕａｔｏｒ}の、ＦＥＡによって得られた定常状態スケーリング則の数値適合（図２ｆは、Ｒ＝０．９５ｍｍ及びＲ＝１．６５ｍｍについての適合を示している）との比較は、この比ν／Ｒを与える。

[00122]値は、当然ながら、血流速度における変動から生じる変化を含まない。実験的には、センサは、組織特性に応じて、約１０秒（図１６）の時間定数で、流れの速さにおける瞬間的な変化に応答する。結果は、０．１Ｈｚ未満の周波数を有する流れの変化が容易に測定され得るということである。これは、血管平滑筋の筋原性活動（０．１Ｈｚ）、血管壁の神経性活動（０．０４Ｈｚ）、及び血管内皮影響（０．０１Ｈｚ）に関する流れの変化を含む［３８］。無次元の流れパラメータのみは、血流における相対変化の評価を可能にする。ノイズの潜在的な発生源及び不確実性の他の潜在的な発生源の分析は、図１７及び図１８に見られる。結果は、分析において用いられるΔＴ_{ｓｔｅａｄｙ}／Ｔ_{ａｃｔｕａｔｏｒ}の測定値が、実験的に測定された電子的ノイズ及び／又は環境的ノイズより典型的には１０倍超で大きく、大きな血管のない皮膚の場所に記録された信号より５倍超で大きい。以下の例では、ここで要点を述べた分析手順が、熱伝導率、熱拡散率、血管深さ、及び血流における変化の局所的な値を提供する。

[00123]大血管の流れの測定
[00124]様々な体内実験が、これらの手法の有用性を実演している。第１の例は、表面近くの血管の局所的な閉塞から起こる血流における変化から生じる時間変動の熱流マップを捕らえている（図３ａ〜図３ｃ）。ここで、デバイスは、熱アクチュエータが表面近くの血管の上方に中心付けられた状態で、手首（男性、２７歳）の手の平側の面に位置している。５分間にわたってアクチュエータに印加された電力は、定常状態の応答に到達するために、加熱の基準レベルを確立している。実験は、１５ｃｍの木材シャフトを持つ綿棒適用器（５６８１０Ｓｏｌｏｎ、ＵＳＡ）を用いて、デバイスの外側周辺の周りの一連の場所に、局所的な閉塞圧力（０．２ｃｍ^２の面積にわたっておおよそ２５ｋＰａ）の適用を伴う。具体的には、圧力は、最初に、６０秒間にわたって静脈に沿って加えられ（図３ａにおける第２のパネル）、次に６０秒間にわたって解放される。最初の場所に戻るまで、熱アクチュエータに対して４５°ずらした場所における同じ圧力サイクル（６０秒間の圧力、６０秒間の解放）の順次の適用によって、実験を完了する。データは、圧力が静脈に直接的に加えられ、すべての他の項目において強い血流であるとき、デバイスが最小の血流を記録したことを示している。流れベクトル場（図３ｃにおけるベクトルマップ）は、静脈の流れについて予測され、ＶｅｉｎＶｉｅｗｅｒによって確立されているように（図１２）、身体に向かって移動するときに流れ方向を記録している。大きな血管のない皮膚の領域において実施された対照実験（図３ｄ〜図３ｆ）は、予測されているように、加えられる圧力の無視できる影響を指し示している。同様の条件の下で実施されたレーザースペックルコントラスト画像化（ＬＳＣＩ）は、皮膚の歪みと関連付けられる制御不能の変動と、モーションアーチファクトと関連付けられる制御不能の変動とのため、不確定データを生成している。個々で報告されているデバイスプラットフォームは、このような影響を受けない。

[00125]図３にまとめられている実験は、外部力による血流の突然の変化を伴うある範囲の適用のうちの１つを描写している。別の実演は、先に要点を述べた定量的な分析ルーチンを示している。ここで、外部刺激のない長期間にわたるデバイス機能は、表面近くの血流における自然な変動を明らかにすることができる。すでに述べたように、デバイスは、熱アクチュエータが視認可能な静脈の上方に中心付けられた状態で、手首（男性、２７歳）の手の平側の面に位置している。測定は、被験者が暗く静かな部屋に４５分間にわたって静かに横たわるときに連続的に行われる。ＬＳＣＩデータが、デバイスの金属配線同士の間の透明な領域を通じて記録される。３０秒間の基準温度の記録に続いて、ｔ＝３０秒における熱アクチュエータへの電力の印加がある。電力はｔ＝２４３０秒に作動停止されて、最終的な５分間の基準温度の記録の別のセットを行わせる。組織の熱伝導率及び熱拡散率は、図２ｃの方法に従って、それぞれ０．３２Ｗｍ^−１Ｋ^−１±０．０３Ｗｍ^−１Ｋ^−１と、０．１７ｍｍ^２ｓ^−１±０．１７ｍｍ^２ｓ^−１であった。血管の深さは、図２ｄの方法に従って、１．３ｍｍ±０．２ｍｍであった。開示されているデバイスから計算された無次元流れとのＬＳＣＩデータの比較は、流れ信号におけるピーク及び谷の良好な適合によって強調される良好な一致を示している（図４ａ、図４ｂ）。フレーム適合アルゴリズムで完全に取り外され得るモーションアーチファクトは、典型的には、ＬＳＣＩ信号において鋭いピークをもたらす。また、皮膚を通じたＬＳＣＩ測定とＬＤＦ測定とのどちらも、静脈の上方の組織における信号の強い影響のため、表面下の静脈における血流の直接的な測定を提供しないことに留意されたい。しかしながら、手首における表面近くの静脈について、一致が重要であることを我々は見出している（後の段落で詳述されているそれに続く実験は、より深い静脈における信号を捕捉するためにはＬＳＣＩが無力であることを示しており、その信号は開示されているデバイスによって捕捉される）。デバイス及びＬＳＣＩデータの相互相関の比較は、ＬＳＣＩデータの自動相関の他に、２つのデータセットの間のコヒーレンスとの比較で、統計的な一致を定量化している（図１９）。データの周波数−時間のスペクトログラムは、時間における周波数帯の適合の意味において、同様のレベルの一致を示している（図４ｃ、図４ｄ）。異なる被験者と、手首及び手における異なる静脈とにおける関連する実験は、ＬＤＦツール（ＢｌｏｏｄＦｌｏｗＭｅｔｅｒ、ＡＤＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、ＵＳＡ）の実験とも一致する結果を生成している（図２０及び図２１）。

[00126]前腕全体に加えられる外部力を伴う別の実演は、光学的ツールとの比較のために、動きなしで、信号における向上された変動を明らかにしている。ここで、血流における変化が、前腕の閉塞及び再かん流によって誘発される反応性の充血応答の間に監視される。デバイスは、熱アクチュエータが皮下表面静脈にわたって中心付けられた状態で、左手首（男性、２７歳）の手の平側の面に位置している。すでに述べたように、ＬＳＣＩツールは、デバイスの光学的に半透明な領域を通じ、デバイスの周りで、データを同時に記録する。手順は材料及び方法で見られ、結果は図５ａ〜図５ｉで見られる。組織の熱伝導率及び熱拡散率の測定は、それぞれ０．３３Ｗｍ^−１Ｋ^−１±０．０３Ｗｍ^−１Ｋ^−１の値と、０．１７ｍｍ^２ｓ^−１±０．０２ｍｍ^２ｓ^−１の値とであった。血管の深さは１．３ｍｍ±０．２ｍｍである。これらの値は、予測されるように、図４の実験についての値と一致している。静脈の上方から撮られたＬＳＣＩデータと、先に要点を述べたアクチュエータの両側における熱信号を用いた、デバイスから記録されている熱信号とは、研究の進行を通じて良好な一致を見せている（図５ａ）。しかしながら、この実験は、定量的な分析ルーチンの限界を明らかにしている。再かん流のときに、血流は、小さい流れ状態から大きい流れ状態へと素早く移行し（図２０ａ）、これは、熱信号と血流との間の関係の傾斜を明らかにしている（図２０ｂ）。結果として、再かん流にすぐに続いてのこの期間の間の定量的な変換は、計算された流れにおいて疑似の落ち込みをもたらす（図２０ｂ）。しかしながら、状況のこの具体的なセットは、外部撹乱による流れにおける素早い変化なしで起こるとは考えにくい。我々の熱デバイスデータのＬＳＣＩデータとの相互相関の比較は、ＬＳＣＩデータの自動相関の他に、データセット同士の間のコヒーレンスとの比較で、優れた統計的な一貫性を示している（図２１）。図５ａにおけるデータの周波数−時間のスペクトログラムの比較は、再かん流のときにおいて、（スペクトログラムへの流れデータ入力におけるステップ機能のため）同じステップ機能アーチファクトを含め、同様のレベルの一致を呈している（図５ｂ、図５ｃ）。ピーク流れ（図５ｄ〜図５ｆ）及び閉塞流れ（図５ｇ〜図５ｉ）の間の時間におけるスナップショットにおいて、開示されたデバイスからのデータは、それぞれ、非閉塞流れ及び閉塞流れ対応する流れ信号の強さ及び消滅を実演している。異なる被験者（男性、２３歳）においてであるが、明らかにより深い静脈での、図５ａについて説明したのと同じ手順に続く追加の実験が、図５ｊで見られる。ここで、開示されているデバイスは、ＬＳＣＩ信号からほとんどまったくない、（赤外線によって立証された）閉塞の間の静脈からの異常な信号を捕らえる。流れの一連の４つの強いパルスが閉塞の間に起こり、信号における４つの顕著なピークによって反映されているように、時間４００ｓ＜ｔ＜６００ｓの間で閉塞（可能性として、不十分な閉塞又は側副を介した短絡のため）の間に起こる（図５ｊ）。同時に記録された赤外線信号の厳密な検査は、閉塞期間の間の静脈の４つの強い脈動を明らかにしている。個々のフレームは脈動を示している（図５ｋ〜図５ｍ）。

[00127]微小血管の流れの測定
[00128]微小血管流れにおける変化の測定への適用は、先に詳述した大血管の用途と反対に、関連するが異なる関心の領域を表している。これらの研究について、微小血管は、それらの血管、つまり、典型的には直径が２００μｍ未満である細動脈、毛細血管、及び小静脈として、定義されている［３９、４０］。微小血管系は、皮膚表面と平行な平面における熱輸送において重大な異方性効果を有し得る、又は、有し得ない。開示されたデバイスを使用する実験は、平行な平面における正味異方性が、局所的な大きい血管を欠いている領域において比較的小さいことを指し示している。この報告にあるのと同じ原理を用いる、センサの大きさ及び密度が細動脈の大きさのために変更されているデバイス設計は、潜在的に、より局所的な個々の細動脈異方性を監視できる。より一般的には、微小血管異方性の度合いは、デバイスの領域にわたる正味の側方への流れによって最終的に決定される、領域の規模と大きさの規模との両方に依存し得る。ここで、アクチュエータと周囲のセンサとの間のミリメートルスケールの等方性の輸送における変化に注力する。一実演では、前腕（男性、５９歳）の手の平の表面への「指で叩く」形態での局所的な外傷は、皮膚描記性蕁麻疹を誘発するために利用されており、局所的な微小血管系及び組織充血の血管拡張をもたらす（図６ａ、図６ｅ）。「指で叩く」（図２４）ことに続き、叩く領域内で測定され、熱アクチュエータから２ｃｍ離して測定された測定ＬＤＦかん流における５００％〜７００％の増加は、充血の効果を確保する。外装の前及び後で（図６ｂ、図６ｆ）、我々のデバイスを用いた皮膚表面の局所的な正確な温度測定は、局所的な血管拡張から生じる温度の予測された増加を明らかにしている。等方性の流れは、感知可能な差温をまったく誘発することがない。結果として、大きい血管についての血流分析についての先の詳述は、当てはまらない。代わりに、微小血管のかん流における変化は、アクチュエータから皮膚への熱除去の速さを変えてしまう。この効果は、初期の時間力学とアクチュエータの飽和温度とにおいて容易に観察され得る。血管拡張の開始の前及び後の測定（図６ｃ、図６ｇ）は、その効果を示している。血管拡張に続いて、アクチュエータは、拡張の前の瞬間と比較して、測定された熱拡散率における１３０％〜２５０％の増加、及び、測定された熱伝導率において６％〜１９％の増加として定量化される、より小さい微分飽和温度により素早く到達する。アクチュエータの微分飽和温度は、皮膚の基礎温度が、アクチュエータからの熱エネルギーを抽出する対流の熱伝達における増加のため上昇するにもかかわらず、血管拡張で低下する。血管拡張の前と後との両方での等方性の熱分布は、大血管の効果と微小血管の効果との間にはっきりと異なる差を示している。

[00129]デバイスが指先に位置付けられている別の実験は（図６ｉは赤外線画像であり、図６ｊはデータである）、微小循環における自然な変化の連続的な測定を示している。アクチュエータとセンサの内側環体（平均）との間の温度差の分析は、血流における変化の結果として、熱伝導係数における時間力学の変化の測定を提供している。この場合には、いくつかの深呼吸は、末梢循環における変動（文献と一致する図６ｊにおける下向きのスパイク）を誘発でき、深呼吸の結果であろうと他のものの結果であろうと、すべての変動がデバイスによって捕らえられると思われる。相互相関とコヒーレンスデータとは、ＬＳＣＩ及び我々のデバイスを用いる測定同士の間の優れたレベルの一致を示している（図２５）。

[00130]パルス状運転モード
[00131]デバイス応答における環境的に誘発されたドリフトと電力消費における非効率性とは、長期間の連続的な監視についての重要な結果を表している。パルス状熱作動モードは、これらの問題に対処するために、１つの簡単な方策を表している。アクチュエータを小さくされたデューティーサイクルにおいて運転する能力は、電力消費における低減をもたらす。長期間のドリフトへの便益は、より繊細である。連続的な運転モードにおいて、血流に関する情報は、アクチュエータの相対する側におけるセンサ同士の温度差から抽出される。各々のセンサについて、関連する温度は絶対値ではないが、基準に対する変化は、アクチュエータへの電力の適用の後に確立する。長期間の測定において、皮膚温度における局所的な不均一な変化が、血管によって誘発される異方性の対流の効果に関係のない理由が起こり得る。例えば、反対のセンサではないが１つのセンサの場所における局所的な環境的に誘発された温度変化は、血流の測定に影響することになる。パルス状作動モードは、各々の温度差について効果的な基準を連続的に調節することで、この種類のドリフトエラーを効果的に除去する。図７は、図５で説明したものと同様の、充血応答実験におけるパルス作動モードの使用を示している。前述したようなデバイスの透明領域を通じて測定された、実験からのＬＳＣＩデータは、基礎流れ（ｂａｓｅｆｌｏｗ）、閉塞、及び再かん流の期間を示している（図７ｂ）。３３％デューティーサイクルで０．０６７Ｈｚの周波数において脈動している熱アクチュエータの温度（図７ｃ）は、超薄型のデバイス設計によって可能とされた加熱の素早い速さと、その小さい熱質量とを示している。脈動する周波数は、アクチュエータによって限定されないが、代わりに、その周波数における速さによって、熱がアクチュエータからセンサへと皮膚を通じて伝導できる。静脈に沿ったアクチュエータの両側における一対のセンサの温度差（図７ｄ）は、流れの期間の間に強く（流れによって誘発される異方性のため）、閉塞の間に弱い（異方性を失うため）０．０６７Ｈｚにおける信号を明らかにしている。差の信号における変化が加熱における変化ら生じることができないように、加熱器に適用される周波数及び出力は固定されたままであることは、留意されたい。図７ｄにおける信号の周波数−時間のスペクトログラム（図７ｅ）と、０．０６７Ｈｚにおける抽出された振幅（図７ｆ）とは、閉塞の間の変化を示している。パルス状作動の１つの欠点は、抽出された血流信号の時間分解能が連続的な運転モードにおいて可能であるものより小さいことである。この限定は、各々のパルスが周囲センサにおける測定可能な温度変化を誘発するだけの長さでなければならないという事実から起こり、これは、効果的な最大サンプリングレートを、パルス繰り返し数と比較可能な値まで低減する。パルスの持続時間を低減することで、信号振幅の低減と、時間分解能が向上されているが、測定精度における対応する低減とをもたらす。実際には、０．０５Ｈｚ〜０．１Ｈｚのパルス周波数は、感覚のための閾値未満に留まる熱作動レベルにおいて、合理的な信号を生成する。３３％のデューティーサイクルは、アクチュエータが皮膚の基準温度へと戻るのに十分なパルス同士の間の時間を提供する。高温の鉄先端による個々のセンサの近くでの局所的な加熱の適用が（約１０℃のエラーが６５℃の鉄先端の近傍によるセンサ読取りにおいて誘発される）、連続的な作動モードとパルス状の作動モードとの両方について変動を誘発する対照実験は、連続モードと比較してパルス状モードについて、測定された流れにおけるエラーにおいて平均で５倍の低減の結果となっている（図２６）。

[00132]考察
[00133]ここで提示されたデバイスは、皮膚の大血管系及び微小血管系に対し、局所的な血流のウェアラブルで連続的な非侵襲の測定への道筋を提供する。これらの能力は、アクチュエータ／検出器と血液との間の相対的な動きを排除し、皮膚における熱負荷の影響を最小限とし、着用及び測定の間のあらゆる外部からの圧力の印加を回避する材料及び設計から得られる。確立された市販の光学的ツールとの比較は、固定の状況において、測定の正確性を立証している。特定の血管へのデバイスの流れ感度は、血管の深さ及び半径、流れの速さの状態、及び周囲組織組成など、数多くのパラメータに依存しており、デバイス形状への変化で変更され得る。これらの潜在的な変動を念頭において、ここでは実験結果及びＦＥＡ結果に基づいて、大血管検出限度の大まかな指針が、２ｍｍほどの深さでの血管における流れで（深さが浅くなるにつれて感度が増加する）、０．１ｍｍ／ｓ〜１００ｍｍ／ｓの流速で（ΔＴはセンサノイズの標準偏差の少なくとも３倍であり、単位流れ変化あたりの熱変化の度合い及び方向が流速に依存することに留意する）、及び最小で０．２５ｍｍまでの血管半径（半径が増加するにつれて感度が増加する）であることを我々は見出した。我々の結果は、指先におけるＬＳＣＩの感度に近い（約５０％）感度を指し示しており、我々のデバイスは、ＬＳＣＩに必要とされる固定化を必要としないが、微小血管流れへの感度は皮膚の場所に大きく依存している。デバイス寸法への変更は、これらの感度範囲における変化をもたらし、特定の生体構造に調整されたデバイス設計を可能にする。

[00134]この種類のデバイスは、確立されている微細加工手順を用いた低コストの大量生産に適しているため、臨床の状況と自宅の状況との両方において、幅広い使用に向けた可能性を提案する。関心の用途には、特には、一次成分又は二次成分のいずれかとして、血管に関連する病理学に伴う病気において、つまり、アテローム性動脈硬化、鎌状赤血球貧血、糖尿病、慢性腎疾患、及び血管炎において、並びに、臨床的な研究のためのツールとしてより幅広く、血管の健康の指標として表面近くの血流を監視することがある。この技術は、外傷、例えば日焼け、凍瘡（霜焼け）といった環境的な曝露、及び、局所的な血流の停滞、不足、逆流、及び血管拡張又は血管収縮を伴う現象によって誘発される炎症による、局所的な微小循環の連続的な監視と、末梢血流及び組織かん流の変更をもたらす慢性状態の長期監視とへの実用性も有する。さらに、この種類のデバイスの柔らかい伸長可能な形式は、移植可能なデバイス、体内診断、外科器具、又は他の治療学のいずれかとの一体化された要素として、内臓器官への直接的な使用にも適している。

[00135]参考文献
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[00176]材料及び方法
[00177]研究設計
[00178]本研究は、伸長可能で柔らかい電子機器における近年の技術的進歩から構築する概念を伴って、ウェアラブルで非侵襲の手法で、皮膚を通じて血流信号を測定することの実現可能性を試験するように計画されている。このようにして、実験が、いくつかの異なる用途での概念実証を示すために選択されている。後で詳述されている具体的な実験の手順は、デバイスの概念及び実現可能性を示すために、技術的プラットフォームの開発に続いて設計されている。デバイスの血流の読取りからデータ点が除外されることはない。すべての被験者は健康なボランティアである。ヒトの被験者が、ＮａｔｉｏｎａｌＨｅａｒｔ、ＬｕｎｇａｎｄＢｌｏｏｄＩｎｓｔｉｔｕｔｅ（臨床治験政府確認者ＮＣＴ０１４４１１４１）の施設内治験審査委員会によって認可されたＮＩＨ研究協定と、ボランティアについての特定の大学認可（ＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙｏｆＡｒｉｚｏｎａ）協定とに登録されている。被験者は、研究の本質及び起こり得る結果が説明された後、書面によるインフォームドコンセントを提出している。

[00179]統計的分析
[00180]時間にわたってのデータを表示するすべてのグラフ（開示されたデバイスについて、及び、ＬＳＣＩについて）は、データの表示を向上するために、５秒間の隣接平均平滑化フィルタが行われている。熱伝導率及び熱拡散率の特定の値は、報告される場合、１２個の個々のセンサ素子の測定の平均±標準偏差として報告され、ここで、（１６このセンサの配列から）小さい方の２つの値と大きい方の２つの値とが、体毛による潜在的な局所的エラーを考慮するために、系統的に除外されている。温度場及び流れ場の空間的カラーマップが、実験データの三次補間法によって決定されている（ＭＡＴＬＡＢＭａｔｈＷｏｒｋｓ、ＵＳＡ）。統計的な相関グラフが、表皮デバイスデータとＬＳＣＩデータとの間の数値時間同期によって可能とされる（ＭＡＴＬＡＢ）。

[00181]表皮デバイスの製作
[00182]詳細な製作ステップは補足資料で見られる。製作は、ポリ（メチルメタクリレート）の６００ｎｍの層で被覆された３インチのシリコンウェーハで始まる。電子ビームによって沈着されたクロム（６ｎｍ）／金（１００ｎｍ）の二重層のフォトリソグラフィパターン化が、感知／加熱要素を定める。石版術的にパターン化されたチタン（１０ｎｍ）／銅（５５０ｎｍ）／チタン（２０ｎｍ）／金（２５ｎｍ）の第２の多層は、感知／加熱要素と、外部電気接続に向けての非酸化結合場所とへの連結を形成する。ポリイミド（１．５μｍ）の第２の層は、自然な機械的平面に感知／加熱要素を置き、電気的絶縁と機械的歪み絶縁とを提供する。ポリイミドの反応性イオンエッチングは、配列の網目配列を定め、結合場所を露出している。水溶性テープ（３Ｍ、ＵＳＡ）はシリコンウェーハからの網目配列の除去を可能にして、電子ビーム蒸着によるチタン（３ｎｍ）／二酸化ケイ素（３０ｎｍ）の沈着のためにシリコンウェーハの背面を露出する。シリコーンの粘着を低減するように表面処理されたスライドガラスにスピンキャストされた薄いシリコーン層（５μｍ；Ｅｃｏｆｌｅｘ、Ｓｍｏｏｔｈ−Ｏｎ、ＵＳＡ）への転写は、二酸化ケイ素への露出された水酸基とシリコーンとの間の凝縮反応のため、強い結合の形成をもたらす。温かい水に浸すことで、テープの除去を可能にする。周辺における接触パッドへと熱及び圧力により結合された薄い（１００μｍ）柔軟な導電性ケーブルが、外部電子機器への連結部として機能する。医療用テープ（３Ｍ、ＵＳＡ）のフレームと組み合わせたシリコーン（約４０μｍ）の最終的な層は、単一のデバイスの繰り返し（数百回）の使用を可能にするだけの機械的支持を提供する。

[00183]表皮デバイスのためのデータ取得
[00184]データ取得は、移動性についてスーツケースに統合されたＵＳＢインターフェース制御電子機器（図２７Ｂ）の特注システムを介して起こる。完全なシステムは、１つの正確な直流発生源（６２２０、ＫｅｉｔｈｌｅｙＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、ＵＳＡ）と、２つの２２ビットＵＳＢ駆動デジタルマルチメータ（ＵＳＢ−４０６５、ＮａｔｉｏｎａｌＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、ＵＳＡ）と、２つの電圧分離機械的リレースイッチングマトリクス（Ｕ８０２、ＬｅｄｇｅｓｔｏｎｅＴｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ、ＵＳＡ）から成る。配線図は図２７Ａで見られ、ここで、Ｓ１０は中心の熱アクチュエータであり、Ｓ１〜Ｓ９、Ｓ１１〜Ｓ１６は周囲のセンサである。周囲のセンサネットワークは、共通の接地経路を共有しており、一方、熱アクチュエータ（Ｓ１０）が独立して配線されている。リレーは、Ｕ８０２プラットフォームへと組み込まれているマイクロコントローラによって制御される。この設定は、２つの大まかな運転のモードを可能にする。１）温度をマップするために、各々のセンサ素子の抵抗が、関連するリレーの開閉によって、ＤＭＭ１によって連続的にサンプリングされ得る。この場合には、ＤＭＭ１は、０．１ｍＡの直流プローブ電流を提供し、抵抗を記録する。リレーは、ＤＭＭ２が、１つのセンサにおいて記録する１つの抵抗を取り、次に、全体の配列を通じて、１つの記録などのために次のセンサへと切り替わるように制御される。０．０１５秒のＤＭＭ開口時間及び０．００１秒の整定時間は、約０．０１Ｋの分解能で、センサあたり約２Ｈｚのサンプリングレートとなる。２）各々のセンサの局所的な熱伝導率及び熱拡散率を素早くサンプリングするために、図２Ｃに描写しているように、各々のセンサには、各々２秒間にわたって、Ｋｅｉｔｈｌｅｙ６２２０から２ｍＡの電流が連続的に供給される。Ｋｅｉｔｈｌｅｙ６２２０からの電圧はＤＭＭ２によって記録され、これは、作動の間の時間にわたって抵抗変化の計算を可能にする。リレー設定は、ＤＭＭ１回路からの分離と、各々の素子の連続的な作動とを可能にする。０．００５秒の開口時間及び０．００５秒の整定時間は、分析のために適切なサンプリングレート（１００Ｈｚ）を提供する。３）時間に伴う熱輸送をマップするために、血流の測定について行われたように、熱アクチュエータは、Ｋｅｉｔｈｌｅｙ６２２０から連続的な電流入力（２ｍＡ）を受け入れる。同時に、センサ抵抗は、モード１）について記載した同じ方法で、ＤＭＭ１によってサンプリングされるが、この場合はＳ１０（中心のアクチュエータ）のサンプリングがない。アクチュエータ電圧はＤＭＭ２によって読まれる。リレー回路は、センサ配列−ＤＭＭ１回路からのＳ１０−Ｋｅｉｔｈｌｅｙ−ＤＭＭ２回路の分離を可能にする。

[00185]数学的モデリング
[00186]図２Ａ及び図２Ｂにおけるモデルシステムについてのエネルギーの変化は、

であり、ここで、流体（血液）について、λ＝λ_ｆ、ρ＝ρ_ｆ、ｃ＝ｃ_ｆであり、固体（組織）について、λ＝λ_ｓ、ρ＝ρ_ｓ、ｃ＝ｃ_ｓである。この式は、ＦＥＡによって数値的に解かれる。境界条件を伴う次元解析は、血管の血流速度ν、半径Ｒ、及び深さｈと、他の形状及び材料のパラメータとにおける正規化された温度の依存性を提供し、つまり、次のとおりである。

[00187]この定常値は、無限大に近付いていく時間ｔの極限である。図１０及び図１１は、ΔＴ／ΔＴ_{ｓｔｅａｄｙ}が血管半径Ｒについておおよそ独立しており、それらの生理学的範囲における流れ速度νについておおよそ独立しており、これは式１をもたらす。

[00188]大血管の流れ試験
[00189]綿球での局所的な静脈閉塞（図３）
[00190]図３（Ａ）〜図３（Ｃ）：ボランティア（男性、２７歳）が、自身の左前腕をアームレストに置いて椅子にもたれかかっている。表皮デバイスは、視覚的な検査によって特定されているように、熱アクチュエータが表面近くの静脈の上に中心付けられた状態で、手首の手の平側の面に置かれる（図１２において示された場所）。赤外線カメラ及びレーザースペックルコントラスト撮像素子が、両方とも表皮デバイスから３１ｃｍにおいて位置決めされる。被験者はリラックスするように指示され、デバイス測定がｔ＝０において開始している。ｔ＝３０ｓにおいて、熱アクチュエータへの２ｍＡの電流の連続的な印加が開始している。ｔ＝３３０ｓにおいて、研究者の手に保持された綿球を用いて、弱い圧力が皮膚に加えられた（静脈の上方で、表皮熱アクチュエータより１ｃｍ遠位である。場所は図３Ａの第２のパネルに示されている）。ｔ＝３９０ｓにおいて、圧力が解放される。ｔ＝４５０ｓにおいて、圧力が、アクチュエータから１ｃｍであるがアクチュエータに対して４５°時計回りに回転された位置において、同じ方法で加えられた。圧力はｔ＝５１０ｓにおいて解放される。圧力が６０秒間あって圧力が６０秒間ないこの過程は、以前の場所に対して４５°時計回りに回転された各々の場所で、全部で８回繰り返される。第１の場所に対して２７０°である場所は飛ばされており、最終的な場所は第１の場所と同じであった。熱作動は、ｔ＝１２９０ｓにおいて終了した。

[00191]図３（Ｄ）〜図３（Ｆ）：同じ様式であるがデバイスが目立った視認可能な静脈のない手の平側の前腕の領域に置かれる対照実験が行われた（場所は図１２で示されている）。

[00192]固有振動の長期試験（図４）
[00193]ボランティア（男性、２７歳）が、自身の左前腕をアームレストに置いて椅子にもたれかかっている。表皮デバイス、赤外線カメラ、及びレーザースペックルコントラスト撮像素子は、先の綿球での局所的な静脈閉塞についてと同じ様式で位置決めされる。ｔ＝０において、部屋の明かりが消され、被験者はリラックスするように指示される。ｔ＝３０ｓにおいて、熱アクチュエータへの２ｍＡの電流の連続的な印加が開始している。熱作動は、ｔ＝２４３０ｓにおいて終了した。

[00194]反応性の充血試験（図５及び図７）
[00195]図５（Ａ）〜図５（Ｉ）：ボランティア（男性、２７歳）が、自身の左前腕をアームレストに置いて椅子にもたれかかっている。表皮デバイス、赤外線カメラ、及びレーザースペックルコントラスト撮像素子は、先の綿球での局所的な静脈閉塞についてと同じ様式で位置決めされる。圧力カフが左二頭筋領域に適用される。ｔ＝０において、部屋の明かりが消され、被験者はリラックスするように指示される。ｔ＝３０ｓにおいて、熱アクチュエータへの２ｍＡの電流の連続的な印加が開始している。ｔ＝３３０ｓにおいて、２００ｍｍＨｇの圧力が圧力カフに加えられた。圧力は、４ｍｍＨｇ／ｓの解放速さで、ｔ＝６３０ｓにおいて開始してカフから解放される。記録はｔ＝１２００ｓまで続けられた。

[00196]図５（Ｊ）〜（Ｍ）：異なるボランティア（男性、２３歳）での同じ実験。表皮デバイスが、光学的な静脈撮像素子（ＶｅｉｎＶｉｅｗｅｒＦｌｅｘ、ＣｈｒｉｓｔｉｅＭｅｄｉｃａｌＨｏｌｄｉｎｇｓＩｎｃ．、ＵＳＡ）によって、手の平側の前腕における静脈の上となるように特定された皮膚の場所に置かれる。

[00197]図７：閉塞がｔ＝４００ｓにおいて開始し、閉塞がｔ＝７００ｓにおいて終了し、記録がｔ＝９００ｓにおいて終了することを除いて、図５（Ａ）〜（Ｉ）について行われたのと同じボランティア及び手順である。アクチュエータは、３３％デューティーサイクルで０．０６７Ｈｚにおいて２ｍＡの電流で脈動される。

[00198]微小血管の流れ試験
[00199]叩くことで誘発された皮膚描記性蕁麻疹及び関連する充血（図６Ａ〜図６Ｈ）
[00200]ボランティア（男性、５９歳）が、自身の左前腕をテーブルに置いて椅子に座っている。表皮デバイスは、局所的な目立った視認可能な静脈のまったくない、前腕の手の平側の面の領域に置かれる。ｔ＝０において、温度測定が表皮デバイスを用いて開始した。ｔ＝３０ｓにおいて、熱アクチュエータへの２ｍＡの電流の連続的な印加が開始している。熱作動はｔ＝３３０ｓにおいて終了した。温度記録は、ｔ＝５１０ｓまで続いた。第１のセットの記録に続いて、ボランティアは、自身の左全輪における測定位置に、一回の素早く指で叩く形態で外傷を加えるために、自身の右手を用いた。デバイスは、叩いたことに続いておおよそ１２０秒間にわたって同じ場所に適用されており、同じ表皮デバイス測定手順が再び実施されている。

[00201]指先における微小循環（図６Ｉ及び図６Ｊ）
[00202]ボランティア（男性、２７歳）が、自身の左前腕をアームレストに置いて椅子にもたれかかっている。表皮デバイスは、左手における中指の最も遠位の指の手の平側の面に置かれる。赤外線カメラ及びレーザースペックルコントラスト撮像素子が、指先から３１ｃｍに置かれる。ｔ＝０において、部屋の明かりが消され、被験者はリラックスするように指示される。ｔ＝３０ｓにおいて、熱アクチュエータへの２ｍＡの電流の連続的な印加が開始している。ｔ＝３３０ｓにおいて、被験者は深く息を吸い込むように指示される。ｔ＝３７５ｓにおいて、被験者は、息を吐き、次に普通に呼吸するように指示される。ｔ＝５１０ｓ及びｔ＝６９０ｓにおいて、被験者は、息を吸い込んで４５秒間保持するように指示される。記録はｔ＝８００ｓまで続けられた。

[00203]補足資料：大血管及び微小血管の血流の非侵襲で正確で連続的な監視のための表皮デバイス
[00204]補足方法：デバイス製作
[00205]重合体基層を準備する
１．３インチのシリコンウェーハを洗浄する（アセトン、ＩＰＡ−＞１１０℃で５分間乾燥）。
２．ＰＭＭＡでスピンコートする（ポリ（メチルメタクリレート）４９５Ａ６（Ｍｉｃｒｏｃｈｅｍ）、３０秒間にわたって３，０００ｒｐｍでスピンされる）。
３．１８０℃で２分間焼きなましする。
４．ポリイミドでスピンコートする（ＰＩ、ポリ（ピロメリト酸二無水物−ｃｏ−４，４’−オキシジアニリン）、アミド酸溶液、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ、３０秒間にわたって４，０００ｒｐｍでスピンされる）。
５．１１０℃で３０秒間焼きなましする。
６．１５０℃で５分間焼きなましする。
７．２５０℃で１時間にわたって真空の下で焼きなましする。

[00206]第１のメタライゼーションを沈着する
８．電子ビーム蒸発によって６／１００ｎｍのクロム／金を沈着する。
９．鉄酸化マスク（ＫａｒｌＳｕｓｓＭＪＢ３）を通じて３６５ｎｍの光学的リソグラフィでパターンフォトレジストする（ＰＲ；ＣｌａｒｉａｎｔＡＺ５２１４、３０００ｒｐｍ、３０ｓ）。

[00207]水性基材現像剤（ＭＩＦ３２７）で現像する。
１０．ＴＦＡ金エッチング液で金をエッチングする（Ｔｒａｎｓｅｎｅ）。
１１．ＣＲ−７クロムマスクエッチング液（Ｃｙａｎｔｅｋ）でクロムをエッチングする。
１２．ＡＺ４００−ＴストリッパでＰＲを除去する。
１３．１５０℃で５分間乾燥する。

[00208]第２のメタライゼーションを沈着する
１４．電子ビーム蒸発によって１０／５５０／２０／２５ｎｍのチタン／銅／チタン／金を沈着する。
１５．ＰＲＡＺ５２１４をパターン化する。
１６．ＴＦＡ金エッチング液で金をエッチングする。
１７．６：１の緩衝化酸化物エッチング液でチタンをエッチングする。
１８．ＣＥ−１００エッチング液（Ｔｒａｎｓｅｎｅ）で銅をエッチングする。
１９．６：１の緩衝化酸化物エッチング液でチタンをエッチングする。
２０．ＰＲをアセトン、ＩＰＡリンスで除去する。
２１．１５０℃で５分間乾燥する。

[00209]デバイス全体を絶縁する
２２．３０秒間にわたって４，０００ｒｐｍでスピンされてＰＩでスピンコートする。
２３．１１０℃で３０秒間焼きなましする。
２４．１５０℃で５分間焼きなましする。
２５．２５０℃で１時間にわたって真空の下で焼きなましする。
２６．鉄酸化マスク（ＫａｒｌＳｕｓｓＭＪＢ３）を通じて３６５ｎｍの光学的リソグラフィでパターンフォトレジストする（ＰＲ；ＣｌａｒｉａｎｔＡＺ４６２０、３０００ｒｐｍ、３０ｓ）（ＫａｒｌＳｕｓｓＭＪＢ３）。

[00210]水性基材現像剤（１：３のＡＺ４００Ｋ：水で希釈されたＡＺ４００Ｋ）で現像する。
２７．反応性イオンエッチングする（５０ｍＴｏｒｒ、８０ｓｃｃｍＯ_２、２００Ｗ、３０分間）。

[00211]放出及び転写する
２８．高温のアセトン（６０℃）に５分間浸すことによってデバイスを解放する。
２９．水溶性テープ（ＷａｖｅＳｏｌｄｅｒＴａｐｅ、５４１４、３Ｍ）でデバイスを除去する。
３０．電子ビーム蒸発によって、水溶性テープにおけるデバイスに３／３０ｎｍのチタン／二酸化ケイ素を沈着する。
３１．シラン処理されたスライドガラスに被覆された約１０μｍのシリコーンシート（Ｅｃｏｆｌｅｘ、Ｓｍｏｏｔｈ−ｏｎＣｏ．）を、広帯域の紫外線光に５分間露出する。
３２．デバイスを伴う水溶性テープを、露出されたシリコーンシートに適用する。
３３．テープを溶解するために温かい水に浸す。
３４．残っている残留物を除去するために、クロムマスクエッチング液に素早く浸す。
３５．薄い柔らかいケーブル（Ｅｌｆｏｒｍ、ＨＳＴ−９８０５−２１０）を、高温の鉄を用いて、強い圧力で結合する。
３６．ドクターブレードによって追加のシリコーン（１０〜１００μｍ）を適用する。
３７．シリコーン医療テープフレーム（ＥａｓｅＲｅｌｅａｓｅＴａｐｅ、３Ｍ）を適用する（任意選択で、単一のデバイスによる堅牢な繰り返しの適用のために）。
３８．スライドガラスからデバイスを除去する。

[00212]実施例２：皮膚の温度及び熱輸送特性の定量的画像化のための表皮フォトニックデバイス
[00213]皮膚の温度及び熱輸送特性の正確な特徴付けは、皮膚生理学における臨床医学と基礎研究との両方に関連する重要な情報を生み出すことができる。ここで、皮膚の表面に柔らかく積層されるとき、比色温度指示薬を、正確な熱測定のための無線の伸長可能な電子機器と組み合わせている、超薄型の柔順な皮膚のような、又は「表皮の」フォトニックデバイスを導入する。センサは、薄いエラストマ基材における大規模な画素化された配列へとパターン化された熱変色性液晶（ＴＬＣ）を用いており、電子機器は、無線周波数（ＲＦ）信号によって、制御された局所的な加熱のための手段を提供する。これらの装置から記録された色のパターンをデジタルカメラで抽出するためのアルゴリズムと、皮膚の表面の近くの下層の熱過程へと結果を関連付けるための計算ツールとが、定量的な値を、結果生じるデータに与える。適用の例には、ミリケルビン精度の皮膚温度の非侵襲の空間マッピング、及び、ミリメートル以下の空間分解能がある。血流の反応性充血評価における実演及び水和の分析は、それぞれ、心臓血管の健康及び皮膚の手入れへの関連性を確立している。

[00214]皮膚温度の時空画像化は、マンモグラフィへの補助スクリーニングツールとして、乳癌又は他の症候群の検出のための実験及び研究の値を提供する^１〜３。必要とされるミリケルビンレベルの精度及びミリメートル規模の分解能は、洗練された赤外線デジタル画像化カメラの使用によって最も一般的に達成される。しかしながら、このような技術の採用の広がりは、高い資本コストと、モーションアーチファクトと、臨床又は実験室の状況以外で使用できないこととによって、限定されている。他の低コストのサーモグラフィ技術は、深部静脈血栓症^４〜７、乳癌^８〜１０、脊髄根症候群^{１１、１２}、慢性的な腰痛^１３、及び呼吸器学診断法^１４の潜在的なスクリーニングに向けて、はるかにより早くに採用されてきた。最近の研究^{１５、１６}は、電子温度マッピングデバイスの物理的特徴が皮膚自体の物理的特徴と同様であるため、超薄型の柔らかい柔順な形態で構築できることを実証している。これらのシステムは、赤外線カメラの多くの制限を回避する優れた能力を提供するが、大きなセンサ配列に対処するために必要とされる多重化システムによって限定される小さい空間分解能と画像忠実性とを提供するだけである。接続されていない無線運転は、データ送信構成要素と電源とを必要ともする。着用者の極めて重要な健康の信号を今までにない機能及び快適性で監視することができる他の伸長可能なスマート皮膚デバイスが、集中的に調査されている^{１７〜２６}。ここで、我々は、皮膚の熱の特徴の正確なマッピングのために、比色分析の読み出しと無線周波数（ＲＦ）作動とを組み合わせる簡単な代替品を導入する。センサは、薄いエラストマ基材における大規模な画素化された配列へとパターン化された熱変色性液晶（ＴＬＣ）を用いている。電子機器との一体化は、温度のマッピングだけでなく、固有の熱の構成的な特性も可能にするために、無線周波数信号による制御された局所的な加熱のための手段を提供する。電子機器のない水透過性で伸長不可能な厚いプラスチックシースにおけるＴＬＣの均一の層が、正確で再現可能な測定のために、皮膚の湾曲してざらついた表面に十分にうまく一致する能力はないが、皮膚サーモグラフィのために検討されている^{２７〜２９}。このようなデバイスは経上皮の水分損失も妨げる。デバイスは、皮膚に熱的に負荷となり、皮膚境界面に刺激を引き起こすことで、長期間の時間にわたる連続モードでの信頼できる正確な評価又は使用を妨げる。熱変色性の織物が、化粧及びファッションの目的のために利用可能であるが^{３０〜３２}、皮膚との密接した接触を維持する能力がないことと、正確な温度評価のための公知の熱変色性染料を使用する能力が限られていることとが、ここで考えられている用途の種類における熱変色性の織物の使用を妨げている。本明細書で報告されているデバイスは、これらの欠点を回避するだけでなく、組み込まれた無線周波数構成要素の作動の間に得られる時空画像の分析を通じて、熱伝導率及び熱拡散率の正確な測定も可能にする。従来のデジタルカメラ及び無線周波数通信システムは、皮膚における温度及び熱特性の変動を画像化するために必要とされる分解能を超える分解能で、何千個もの画素の同時の読み出しを可能にする。表皮の形式は、皮膚の自然な機械的及び熱的な特性に最小限の撹乱を誘発する。この例で提示された結果は、カラーデジタル画像から正確な較正されたデータを抽出するためのアルゴリズムを含む、電気的に能動的な表皮ＴＬＣ（ｅ−ＴＬＣ）デバイスと受動的なｅ−ＴＬＣデバイスとの両方にとって、材料学、力学、及び熱物理学における基本的な性状を確立する。心臓血管の健康に関連するとしての血流の反応性充血評価における実演と、皮膚の手入れに関連するとしての水和の分析とは、臨床的に意味のある試験における２つの使用の例を提供する。

[00215]ｅ−ＴＬＣ熱撮像素子は、（１）機械的な支持体、及び、ＴＬＣ材料の正確な比色分析評価のための不透明な背景としての薄い（２０μｍ）の黒色のエラストマ膜と、（２）転写による黒色のエラストマの表面へと両方とも送達される、任意選択で、較正のための固定された色のドットの散在された配列（２５μｍの厚さと４００μｍの直径とを伴い、６００μｍによって離間される）を伴う、ＴＬＣのドットの配列（つまり、２５μｍの厚さと２５０μｍ又は５００μｍのいずれかの直径とを伴い、２５０μｍ又は５００μｍによって離間される）と、（３）封止のための透明なエラストマの薄い（３０μｍ）保護膜と、（４）任意選択で、後で記載されている能動的な機能性のための裏面に搭載される薄い伸長可能な構成での電子機器（詳細は図３４及び補足事項１で見られる）とを備える多層設計を用いる。ＴＬＣ材料は、マイクロカプセル化したキラルネマチック液晶から成る。温度の上昇に伴って、相が、化学的性質によって結晶性固体からスメクチック、コレステリック、そして最終的に等方性の液体へと、すべて数度の範囲にわたって変化する^{１７、１８}。コレステリック相では、ＴＬＣ画素から反射する光は、液晶組立体との相コヒーレント相互作用によって定められる。温度の上昇はピッチを小さくするため、この反射される光のピーク波長において青色への偏移をもたらす。この挙動は、比色分析の光学的な読み出しのための基礎を提供する。他の相は、分子平面のキラルネマチック配向を有しておらず、そのため反射への強い波長依存性を生み出さない。基材、封止層、及び電子機器の小さい弾性率の弾性特性と共に取られる、ＴＬＣ画素及び較正画素の小さい大きさ及び大きい間隔は、ｅ−ＴＬＣシステム全体において柔らかい柔順な機構を生み出す。これらの特性は、皮膚における良好に装着に適したデバイスを生み出す。

[00216]図２８ａは、捩じられ、少し加熱されたロッドで優しく突かれたときの、前腕の皮膚におけるｅ−ＴＬＣを示している。デバイスの小さい効果的な弾性率と小さい厚さとから得られる小さい界面応力は、ファンデルワールス相互作用だけを介して、適切な付着を可能にする。右側のフレームにあるように、自由に直立するデバイスが自重の下で潰れることで、これらの機械的特性の定性的な証拠を提供する。図２８ｂは、ｅ−ＴＬＣデバイスの拡大画像の対を示しており、下にある画像は、非毒性のアクリル基部における赤色、緑色、及び青色の染料から成る散在された色較正画素を含む（有機顔料及びアクリルポリマの水分散液、Ｃｒｅａｔｅｘ）。手の甲の湾曲した表面に置かれたこの後の種類の完成したデバイスは、図２８ｃに見られる。先に言及したように、黒色のエラストマ基材の後側は、伸長可能な電子機器のための搭載場所を提供する。図２８ｄにおける画像は、制御されたレベルの熱の遠隔送達のために無線システムがこの方法で組み込まれているｅ−ＴＬＣデバイスの例を示している。折り畳まれた構成は、蛇行アンテナ構造の一部を明らかにしている（差し込み図）。三次元有限要素分析（３Ｄ−ＦＥＡ）の形態でのこのシステムの図は、図２８ｅで見られる。アンテナは、ジュール加熱要素に電力供給するために、入射する無線周波数エネルギーを捕らえる（差し込み図、図２８ｅ）。結果は、図２８ｆのＴＬＣ画素及び図２８ｇの赤外線画像における色のパターンで明らかにされているように、温度における良好に定められた局所的な上昇を提供している。後で記載しているように、このような条件の下での測定からの結果は、皮膚の熱伝導率及び熱拡散率の決定を可能にする。

[00217]重要な設計目標は、皮膚に最小の撹乱を誘発するｅ−ＴＬＣシステムを作ることで、刺激を回避し、着用性を高め、正確な測定能力を確保することである。機械的特性及び熱的特性は、この意味において特に重要である。前者の実験的研究及び理論的研究は、広範囲の歪みにわたって、小さい弾性率で弾性の特性を明らかにしている。図２９ａは、静的な一軸性試験の下でのｅ−ＴＬＣデバイスの応力／歪みの反応を示している。結果は、３Ｄ−ＦＥＡの予測と良好に一致している。特に、ＴＬＣ画素（約２２１ＭＰａ）とエラストマ基材（約１３１ｋＰａ）とは、むき出しのエラストマと関連付けられる固有の値より若干大きいだけ（１６〜３５％）である効果的な弾性率（３Ｄ−ＦＥＡ及び実験からそれぞれ約１５２ｋＰａ及び１７８ｋＰａ）を生み出し、表皮自体の弾性率と同程度である。ＴＬＣ画素は、図２９ｂに示しているように、過度の伸長（例えば、２００％）の下であっても、極端に小さい歪み（例えば、２％未満）を被る。実験及びＦＥＡにおいて観察されているように（図２９ｂ）、ＴＬＣ画素の無視できる変形は、単純であるが定量的に正確で分析的な機構の解のための近似を許容する（補足事項２及び図３５ａ参照）。これらのデバイスの厚さ、曲げ剛性、効果的な弾性率、及び伸長性は、それぞれ５０μｍ、３．０ｎＮ・ｍ、１７８ｋＰａ、及び２００％超であり、これらの特性は、それぞれ１２５μｍ、５７０，０００ｎＮ・ｍ、３．３ＧＰａ、及び約５％の対応する特性を持つ典型的な市販で利用可能なＴＬＣシート（Ｈａｌｌｃｒｅｓｔ）の特性より優れている。差は、皮膚における展開にとっての重要性の定性的なレベルにおいて、重要である。特に、集合的な機械的特定は、膝や肘などの難しい領域において皺になったり伸長したりすることを含め、皮膚の概して制約されない動きを許容する。較正画素の追加は、伸長性を低減し、弾性率を増加させるが（図３５ｂ）、表皮によって許容され得るレベル（引っ張り歪みに対する１５％までの線形応答、３０％までの非線形応答、及び、３０％超における断裂^３５）を超える弾性歪みレベル（５０％）を保持する。無線の電子的な加熱システムを組み込むことは、到達できる歪みをさらに低減するが、ほぼ２０％の弾性の伸長性を持ち、これは、多くの用途について有用である（図３６参照）^{３６、３７}。アンテナの特性は機械的変形で変化するが、実験は、一軸性の伸長（５０％まで）が全体の機能又は電力取り込みの効率を乱さないことを指し示しており（図３７参照）、曲げは効率を若干だけ低下させる。

[00218]システムの熱特性は、皮膚への熱負荷の他に、全体の時間応答を定める。能動的なｅ−ＴＬＣデバイスについて、単位面積当たりの熱質量は約７．７ｍＪ・ｃｍ^−２・Ｋ^−１である（補足事項３）。この値は、約２０μｍの皮膚厚さの等価、つまり、表皮自体の厚さの２５％だけに相当する^２２。ｅ−ＴＬＣ及びフィーバースキャン（商標）片デバイスにおける水蒸気透過性試験（補足事項４及び図３８）は、ｅ−ＴＬＣデバイスが皮膚における作用について小規模な水分障壁を提供することを明らかにしている。デバイスの厚さを小さくすることは、予期されるように、水透過を増加させる（図３８ｂ参照）。追加の増加は、微小構造化することで、つまり、孔又は小孔の配列を導入することで、達成され得る。小さい熱質量と大きい水透過性とは、皮膚温度における変化と、デバイスの存在によって導入される水和レベルとを最小限とする。ｅ−ＴＬＣのすぐ下でｅ−ＴＬＣに隣接する前腕における赤外線カメラで測定された温度（図３９ａ〜図３９ｃ）は最小の差を示している。皮膚水和におけるデバイスの効果（図３９ｄ〜図３９ｅ）も小さい。良好に水和された皮膚（約３５）における装着された８０μｍの厚さのｅ−ＴＬＣは、３時間後に水和における小さい百分率の増加（７．５％）をもたらす。試験条件の他の同一のセットについては、約１００％へと導かれたフィーバースキャン（Ｆｅｖｅｒｓｃａｎ）（商標）片が水和において増加する。過渡的な過程の監視について、システムの時間応答は重要である。ここで調査された形状及び材料では、ｅ−ＴＬＣデバイスについての応答時間は、黒色のエラストマ基材の厚さ及び熱特性によって支配されている。過渡的な測定は、分析モデル（図４０）を用いて開発された概算と一致する約３０ｍｓ未満の応答時間を明らかにしている（補足事項５）。ほとんどのＴＬＣ材料についての固有の切り替え時間は、約３〜１０ｍｓである^{３９〜４２}。

[00219]３２℃〜３９℃の間の温度における変化に対するＴＬＣ材料の定常状態応答の反射モード分光の特徴（ＺｅｉｓｓＡｘｉｏＯｂｓｅｒｖｅｒＤ１）は、図３０ａにあるように、予期された挙動を示している。次に記載している適切な較正によって、通常は一定の温度で保持されるｅ−ＴＬＣデバイスを伴う典型的なデジタルカメラ（Ｃａｎｏｎ５ＤＭａｒｋＩＩ）を用いて決定されている色相及び彩度の値から抽出される温度は、７６０ｓの測定時間にわたって約３０ｍＫの標準偏差を呈している。この値は、赤外線カメラで同時に決定された温度読取りから観察された値（約５０ｍＫ）と同程度である（図３０ｂ）。そのため、測定精度は、これらの実験条件の下で少なくとも±５０ｍＫである。較正画素（赤色、緑色、青色）において記録された色の分析から抽出された同等の温度は、図３０ｃにまとめているように、同様の規模の変動を示している。これらの観察は、画像キャプチャ及び色分析の処理が、ＴＬＣの物理学によって限定されない、赤外線カメラの精度のレベルと同程度である精度のレベルを可能にすることを示唆している。温度抽出についての詳細な較正の描画及び情報は図４１で見られる。

[00220]デジタルカメラから得られた色相／彩度／明度のデータの分析は、最も簡単で最も直接的な分析手法を意味している。しかしながら、コンピュータ視覚技術に基づく洗練されたアルゴリズムは、色決定にとってだけでなく、完全なｅ−ＴＬＣデバイスの完全な画素化した分析にとって有利である。図３０ｄは、７ｘ７の画素配列から成るｅ−ＴＬＣデバイスの画像が色抽出のステップとデータ変換のステップとのセットを受ける（詳細は補足事項６）コンピュータ視覚コード（ＯｐｅｎＣＶ）を利用する処理の例を示している。ガウシアンフィルタは、最初に、照明の非均一性を補償する適応閾との使用のためのグレースケールレンダリングを生成するために、平滑化を通じてノイズを低減する。出力は、明るい領域における値「１」と、他の領域における値「０」とを含む二値マスクである。２ステップの腐食／拡張の処理が、血管から生じる小さいスペックルを排除する。輪郭の完全なリストが、各々の輪郭が配列における単一の画素を境界付けているこの「清浄な」画像から抽出できる。包囲する円の機能が、元の処理されていない画像からの色情報の抽出のために画素位置を定めるために、輪郭を入力として用いる。赤外線カメラで評価された温度へとこの手法で抽出された色相及び彩度の値に関する典型的な較正は、図３０ｅで見られる。赤色／緑色／青色（ＲＧＢ）の代わりに色相／彩度／明度（ＨＳＶ）を用いることの最も大きな利点は、色情報が、３つ（赤色、緑色、及び青色）チャンネルではなく２つ（色相及び彩度）のみでコード化されることである。これらの２つの値は、その情報が明度のチャンネルにおいて別々に保管されるため、明かりのレベルにおける変化に対して比較的柔軟である。あらゆる色相／彩度の組合せは、動径座標が彩度に対応すると共に角座標が色相に対応する極座標における点によって、表すことができる。構成セットの位置は、対応する色相で色付けされた点で印付けられている。これらの点は、二次元の線形の適合によって温度較正表面を定めている。結果は、色階調を用いて描画で示されているように、任意の色相／彩度の組合せを温度の値に割り当てることを可能にする。

[00221]この処理のスケール化された使用が図３０ｆにまとめられている。ここで、表面近くの静脈が位置されている手首の一部分における完全なｅ−ＴＬＣデバイスは、表皮の温度の対応する変動を明らかにしている。ｅ−ＴＬＣにわたっての色相値は、高い空間分解能で血管を反映する三次元温度輪郭描画を生み出す。同じ領域において赤外線カメラで測定された温度分布（図３０ｈ）との直接的な比較は、良好な一致を呈している。図３０ｇにおける赤色の破線によって示されている場所におけるこれらの結果の２つのセットから抽出された温度の描画が、図３０ｉに見られる。これらの結果は、高価な赤外線カメラシステムを必要とすることなく、深い静脈の血栓形成のためのスクリーニングなどの用途での血管分布のマッピングについて、ｅ−ＴＬＣシステムの適切性を示唆している。

[00222]このような実際の状況において、明かりの条件は温度決定の精度及び正確性に強く影響する可能性がある^{４３〜４６}。特に、色相及び彩度は、照明に使用される光源の種類に依存する。色較正画素は、それらの分かっている色がＴＬＣと同じ方法で明かりによって影響されるため、このような影響を補正するための手段を提供する。結果として、これらの較正画素の見掛けの色におけるずれを明らかにし、それらの実際の分かっている色を取り戻すことができる数値補正のセットを作り出すアルゴリズムを開発することが可能なはずである。同じ補正をＴＬＣ画素に適用することは、ある程度合理的な範囲内で、照明の条件から独立した温度評価処理のための基礎として機能することになる。３つの異なる明かりの条件の影響が図３１で見られる。デバイス全体にわたって散在されている赤色、緑色、及び青色の較正画素が、この能動的なｅ−ＴＬＣのサンプルにある。図３１ａは、ＴＬＣ画素の位置を示している円を持つデバイスの画像を呈している。ジュール加熱要素が中心領域に存在している。蛍光の発光ダイオード（ＬＥＤ）及びハロゲン（図３１ｃ〜図３１ｅ）の光源が、実際の例の範囲を提供している。対応する温度構成データが図３１ｂで見られる。円は、特定の光源について較正適合を定めるために、異なる温度において記録されているＴＬＣ画素の色相／彩度の値に対応している。星形は、較正画素の色における照明の影響を描いている。赤色、緑色、及び青色の較正画素は、それぞれ約５°、約１００°、及び２４０°に位置付けられている。これらの色が分かっているため、それらによるデータは、任意の所与の明かりの条件についての補正係数の抽出を可能にする。結果をＴＬＣ画素の測定に適用することは、光源に対する温度検出処理の感度を劇的に小さくする。図３１ｆは、ジュール要素が作動されている間の、中心領域を通過する線に沿って評価された計算温度を提示している。結果は、すべての３つの光源について同程度である。適切な較正の重要性を実証するために、図３１ｇは、ここで調査されたすべての明かりの条件について、蛍光灯の温度適合を利用するデータをまとめている。重大な不一致が、ハロゲンの光源とＬＥＤの光源との異なる色温度により予期され得るように、発生する。温度の読取りにおける結果生じた不一致は、温度極大においてのみならず、温度の分析結果、形、及びノイズレベルにおいても反映され、これらは、適切な較正の重要性と補正手法についての可能性とをここでも強調している。

[00223]図３１における能動的なｅ−ＴＬＣの結果によって示唆されているように、局所的なジュール加熱要素は追加的な測定能力を可能にする。特に、この加熱器の近くの場所での温度における空間及び時間の変動は、皮膚の熱伝導率及び熱拡散率を抽出するために熱モデルで使用され得る。数℃の温度の上昇は正確な評価に十分であり得る。熱伝導率（ｋ）は、温度における測定された定常状態分布を軸対称熱伝導モデルと比較することで決定できる（補足事項７参照）。このモデルに基づく計算は、１／ｒ（中心センサを除く）として変化する温度（Ｔ_{ｓｅｎｓｏｒ−ｌａｙｅｒ}）における空間減衰を示唆しており、これは次式のように記載される。

ここで、ｒは熱源からの距離であり、Ｑはジュール加熱要素によって発生させられる熱であり、Ｔ_∞は周囲空気の温度である。例は図３２ａで見られ、詳細は図４２ａ、図４２ｂ、図４２ｅにある。較正は、既知の特性を持つ材料の測定を通じて実施され得る（図３２ｂ）。図３２ｃは、能動的なｅ−ＴＬＣで評価される皮膚の熱伝導率と、電気インピーダンスに依存する水分計（ＤｅｌｆｉｎＭｏｉｓｔｕｒｅＭｅｔｅｒＳＣ）で決定された水和レベルとの間の良好な対応を指し示している。ｋの定量的な値は、皮下の熱電対及び高速放射計などによって決定された文字の値と一致する範囲内にある^３１。時間ｔ＝０において始動する点の熱源として加熱要素を単純化することで、過渡的な温度変動が次式のように分析的に解くことができる（補足事項８参照）。

ここで、αは皮膚の熱拡散率であり、ｅｒｆｃ（ｘ）は相補誤差関数である。そのため、ジュール加熱要素の作動又は作動停止と関連付けられる過渡的な温度データは、図３２ｄで示されているように、熱拡散率αを決定するために使用され得る（図４２ａ、図４２ｂ、図４２ｆ参照）。伝導率と同様に、デバイスは、既知の拡散率を持つサンプルを用いて較正できる（図３２ｅ）。ここで、無線の能動的なｅ−ＴＬＣは、測定伝達手段として機能する。絶対値と言うより、温度の時間依存性は、拡散率の抽出にとって十分である。デバイスは、ここで記載されている研究の被験者については、約２．５Ｗ／ｋｇの最大電力入力で約２ＧＨｚの周波数において動作する（つまり、ＦｅｄｅｒａｌＣｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎＣｏｍｍｉｓｉｏｎの指針によって推奨されている電力限度の３分の１）。値は、図３２ｆに示しているように、水和レベルにも密接に対応する。ｋと同様に、αの値は、光熱測定などの技術に基づく文献報告と一致している^４８。ｋ及びαの値は、関係（ｃρ＝ｋ／α）に基づいて、皮膚の密度（ρ）と熱容量（ｃ）との積を作り出すために組み合わされ得る。計算（図４２ｇ参照）は、熱容量が水和レベルの増加に伴って若干増加する（ρがおおよそ一定であると仮定している）ことを示しており、これは、水の熱容量（約４．２Ｊ／ｇ／Ｋ）がヒトの組織（真皮については約３．７Ｊ／ｇ／Ｋ、脂肪については約２．３Ｊ／ｇ／Ｋ）より大きいため、予想と一致している^４９。

[00224]受動的なｅ−ＴＬＣシステムによる時空マッピングは、血液循環^{５０、５１}、閉塞の後の血流速度の最大百分率増加^５２、及び、反応性充血の持続時間^５３についての有用な情報を生み出す。尺骨動脈及び隣接する静脈の上方の温度変動の測定は、反応性充血の臨床試験計画の重要な部分として機能する。ここで、血液の流れは、上腕における圧力カフによって一時的に閉塞され、続いて急激に解放される。図３３Ａ及び図３３Ｂは、ｅ−ＴＬＣデバイス及び赤外線カメラで実施される測定の結果をまとめている。図３３Ｃは、実験を通じて２０秒の間隔で捕らえられた温度分布の代表的なフレームを提示している。Ｔ＝０ｓにおいて開始する閉塞は、尺骨動脈及び隣接する領域の上方の皮膚の温度を、入ってくる血流が欠如することと熱が環境へと失われることとのため、劇的に低下させられる。最低温度はｔ＝１６０ｓにおいて達成さ、このとき、閉塞が解放され、血流が再開する。鋭い温度上昇が、図３３Ｃに示したように、血管の上方の領域で、温度が安定するまで生じる。ｅ−ＴＬＣの配列にわたる画素の応答は、画素の血管からの距離に依存して幅広く変化する。最大温度変動は約１．２℃であり、尺骨動脈のすぐ上方で起こり、最小温度変動は約０．４℃であり、表面近くの血管から離れた場所で起こる。ｅ−ＴＬＣから得られた時空変動の直接的な比較は、赤外線カメラによる結果と定量的な一致を示している（図４３）。図３３Ｄ及び図３３Ｅは、図３３Ａの右の画像に示された水平線及び鉛直線に沿った温度変動を強調している。閉塞の時間力学の影響と尺骨動脈からの熱拡散との両方から成るヒトの手首の熱モデル（補足事項９及び図４４）は、測定において明らかにされた効果を捉えることができ（図３３Ｆ、図３３Ｇ）、追加の生理学的情報の抽出を可能にする。血流の過渡的な変動は、処理の３つの段階、つまり、閉塞前、血管閉塞、及び再かん流に対応する区分的にされた指数関数の種類の関数で記述され得る^{５４、５５}。この区分的にされた関数を特徴付けるパラメータは、各々の段階の間、モデルによって予測された温度−時間分析結果と、ｅ−ＴＬＣデバイスによって測定された温度−時間分析結果との間の平均の差を最小限にすることで決定され得る。図３３Ｇは、熱モデルに基づく計算された温度履歴が、動脈の近くの画素のうちのすべての６個における実験と一致していることを示している。モデルにおいて仮定を単純化するため、ＦＥＡは、最も近くの２つのセンサで観察されるオーバーシュートの挙動を定量的に捉えていない。最も遠くの２つのセンサにおける不一致は、モデルにおけるすぐ近くの静脈（動脈から約１３ｍｍ）と関連付けられている加熱の不履行に寄与され得る。報告された範囲内にある血管の直径及び深さについて（補足事項９）、閉塞の後のピーク血流速度は、１４４秒の反応性の充血の持続時間で、１９．６ｃｍ／ｓの基準に対して三倍の増加を表す５８．８ｃｍ／ｓであると計算されている。これらの値は、心臓血管の危険性が小さい人についての文献に報告されている^{５２、５３}。

[00225]結論として、ここで紹介されているｅ−ＴＬＣデバイスによって具現されているような表皮フォトニックシステムは、皮膚の特徴付けのための強い可能性と、伸長によって、心臓血管の健康及び生理学的状況を決定するのに関連する重要なパラメータとを提供する。これらの同じ能力は、外傷の治療及び治癒の過程の間の監視、癌のスクリーニング、中核体温の評価、並びに臨床に関する他のことにおいて有用であり得る。すべての場合で、数日間又は数週間にわたってデバイスを連続的に着用する能力と、従来のスマートフォンを介して読み出し及び電力送達を実施する能力とは、特異的に可能な特徴を表している。赤色及び赤外線近くにおけるフォトニック動作は、表面近くの埋め込み可能な診断における使用を可能にできる。

[00226]方法
[00227]ｅ−ＴＬＣ熱画像化デバイスの製作。製作（詳細は図３４にある）は、ＩｒｏｎＯｘｉｄｅＰｉｇｍｅｎｔＢｌａｃｋ１１（ＴｈｅＥａｒｔｈＰｉｇｍｅｎｔｓＣｏｍｐａｎｙ、ＬＬＣ）と混合されたポリ（ジメチルシロキサン）（ＰＤＭＳ、Ｓｙｌｇａｒｄ１８４が４０：１の混合比）の薄い（２０μｍ）層を、ポリ（エチレンテレフラレート）（ＰＥＴ）の基材においてスピンコーティング及び硬化することから始まる。正方形の柱の配列（各々の柱、１５ｃｍ^２の面積にわたる０．５ｍｍｘ０．５ｍｍ；補足事項１ａ参照）を伴うＰＤＭＳスタンプが、マイクロカプセル化した熱変色性液晶（ＨａｌｌｃｒｅｓｔＳＳＮ３３Ｒ５Ｗ）の層に対して接触される。スタンプを除去し手空気中で乾燥することで、盛り上がった領域において２５μｍの平均厚さのｅ−ＴＬＣ材料の個体層の形成をもたらす。熱放射テープ（日東電工ＲＥＶＡＬＰＨＡ９０℃）が、スタンプから黒色のＰＤＭＳ膜の表面へのこの材料の転写を容易にする。デバイスは、封止として、構造の上部に透明なＰＤＭＳの薄い（３０μｍ）層をスピンコーティングして硬化することで完成される。能動的なｅ−ＴＬＣデバイスについての無線加熱器の製作は、シリコンウェーハにおけるポリ（アクリル酸メチル）（ＰＭＭＡ；１００ｎｍ、ＭｉｃｒｏＣｈｅｍ）の犠牲層におけるポリイミドの薄い膜（ＳｉｇｍａＡｌｄｒｉｃｈ）のスピンコーティングで始まる。金属蒸発（クロム／金、５ｎｍ／５０ｎｍ）、フォトリソグラフィ、及びウェットエッチングが、ジュール加熱器のための蛇行構造を定める。接触、相互連結、及びアンテナの回路のための追加のポリイミドスピンコーティング、酸素反応イオンエッチング、及び金属沈着によって、無線システムを完成させる。ＰＭＭＡを溶解し、電子構造をｅ−ＴＬＣデバイスの後側に物理的に転写することで、製作を完成させる。

[00228]デバイス較正及びノイズレベルの試験。ｅ−ＴＬＣデバイスは、加熱板において黒色の艶消し仕上げである金属板に置かれる。２つの白色の蛍光灯の光源が、反射鏡のような反射を回避する手法で、照明のためのデバイスの両側に置かれる。隣り合って置かれたデジタルカメラ（ＣａｎｏｎＭａｒｋＩＩ５Ｄ）と赤外線カメラ（ＦＬＩＲＥｘａｍｉｎＩＲ）とが、約３０ｃｍの距離において、デバイスの同じ領域に焦点を合わせる。カメラと光源の各々との間の角度は約９０度である。デバイスは加熱板において４０℃に加熱され、次に加熱板は作動停止される。冷却過程の間、高解像度画像がデジタルカメラで１０秒ごとに採取され、赤外線カメラは、１２．５ｓ^−１の速さでフレームを捕らえている。４０℃から３２℃への冷却の過程が約２０分間継続する。ＴＬＣの色情報が、３３℃から３９℃まで、０．５℃のステップで抽出される。この課題を完遂するために開発されたアルゴリズムのセットは、コンピュータビジョンＯｐｅｎＣＶ（ｏｐｅｎｃｖ．ｏｒｇ）ライブラリに基づいている。主な機能は、（アルファベット順で）「ａｄａｐｔｉｖｅＴｈｒｅｓｈｏｌｄ」、「ｃｖｔＣｏｌｏｒ」、「ｄｉｌａｔｅ」、「ｄｒａｗＣｏｎｔｏｕｒｓ」、「ｅｒｏｄｅ」、「ｆｉｎｄＣｏｎｔｏｕｒｓ」、「ＧａｕｓｓｉａｎＢｌｕｒ」、「ｇｅｔＳｔｒｕｃｔｕｒｉｎｇＥｌｅｍｅｎｔ」、「ｉｍｒｅａｄ」、「ｉｎＲａｎｇｅ」、「ｍａｔｃｈＳｈａｐｅｓ」、「ｍｉｎＥｎｃｌｏｓｉｎｇＣｉｒｃｌｅ」、「ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ」である。ＨＳＶ色空間では、光の強さの情報が「明度」チャンネルで保存されており、「色相」と「彩度」とでコード化されている色情報から完全に分離されている。そのため、色相及び彩度は、照明の強さにおける変化によって強く影響されないため、温度較正にとってありのままの基準である。温度較正は、二次元の線形の適合を用いて構築されている。処理において用いられる中核機能は、ＮｕｍｅｒｉｃａｌＰｙｔｈｏｎ（ｗｗｗ．ｎｕｍｐｙ．ｏｒｇ）の線形の代数モジュールからの「ｌｓｔｓｑ」である。色相／彩度の値の任意の組合せが、温度の値に割り当てられ得る。較正色画素などの温度感受性でない材料についてであっても、それらの材料の色相／彩度は、分析の不変性のための特定の温度として処理され得る。ノイズレベル及びシステムの正確性を試験するために、加熱板温度が固定値に設定されており、ＴＬＣ色の一時的な変動、較正点の色、及び赤外線の放出が、１５分間の期間にわたって２つのカメラを用いて記録された。色変化は、温度変動へと変換され、赤外線振動と直接的に比較されている。

[00229]反応性充血試験。ボランティア（女性、２７歳）が、動作を減らすために、自身の左前腕をベルクロの帯片を用いてアームレストに優しく固定した状態で、椅子にもたれかかっている。圧力カフが被験者の左二頭筋の周りに固定される。ｅ−ＴＬＣデバイスが、尺骨動脈のおおよそ上方で左手首の皮膚に置かれる。圧縮空気の吹き込むことで、完全な共形の接触を確保する。被験者の左手首の上方３０ｃｍに置かれた赤外線のデジタルカメラが、デバイスの場所に焦点を合わせる一方、白色の蛍光灯で照らされる。被験者は、５分間にわたってリラックスするように指示される。カフは、１６０秒間にわたって２５０ｍｍＨｇの圧力に膨らまされている。閉塞が開始されて開放されるとき、連続的な高解像度の色画像及び赤外線温度測定が２つのカメラで採取される。測定期間の全体の持続時間は３００秒であった。

[00230]熱伝導率／熱拡散率及び水和の測定。熱伝導率は、能動的なｅ−ＴＬＣデバイスにおけるジュール加熱器の作動の直後の数秒間における温度の空間的分布を分析することで決定される。計算モデルを立証するために、能動的なｅ−ＴＬＣデバイスが、約３３℃に予加熱されたエチレングリコール／水の混合物の表面に浮遊されている。ｅ−ＴＬＣジュール加熱要素に供給される一定の電圧が、加熱器の場所において数度の定常状態の温度上昇を作り出す。次に画像が、白色の蛍光灯光源のみを備えるデバイスの上方に設置された赤外線デジタルカメラで採取される。ｅ−ＴＬＣにおける温度の空間減衰が、赤外線カメラからの画像の分析によって、及び、デバイスの色画像から、記録される。同じ実験が、ボランティアの前腕の皮膚において実施されている。ここで、異なる水和レベルが、能動的なｅ−ＴＬＣデバイスの適用の前、様々な量のローションを測定場所に塗布することで達成される。画像採取の直後、ｅ−ＴＬＣデバイスが除去され、水和計が、実際の水分レベルを決定するために使用される（５つの読取りから平均される）。熱拡散率の測定は、約１０ｃｍ離して位置付けられた送信アンテナを伴う無線の能動的なｅ−ＴＬＣを用い、数度の温度のピーク変化を達成するために調節されている（ｅ−ＴＬＣにおける受信アンテナの応答に合致するように合わせられた、１．９５〜２．３５ＧＨｚの間の周波数で２．５Ｗ／ｋｇ未満の無線周波数電圧）。デジタルカメラと赤外線カメラとの両方が、３０ｃｍの距離でデバイスに焦点を合わせられる。６０秒の持続時間でのビデオは、加熱器の作動及び作動停止と関連付けられた温度における変化を記録している。実験は、エチレングリコール／水のシステムを用いて立証されており、したがって、そうでなければ熱伝導率測定についての水和レベルと同様の手順で、異なる水和レベルにおいて皮膚で繰り返される。

[00231]参考文献
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補足情報：皮膚の温度及び熱輸送特性を評価するための表皮フォトニックデバイス
[00287]補足事項１ａ：液晶をインク付けするために使用されるＰＤＭＳ柱スタンプについての製作手順
１．３インチのシリコンウェーハを洗浄する（アセトン、ＩＰＡ−＞１１０℃で５分間乾燥）。
２．ＳＵ８５０をスピンコートする（ｍｉｃｒｏｃｈｅｍ、３０秒間にわたって１０００ｒｐｍ、６５℃で１０分間及び９５℃で３０分間で焼きなましする）。
３．ＳＵ８を、ＳＵ８現像剤における鉄酸化マスク（ＫａｒｌＳｕｓｓＭＪＢ３）現像を通じて、３６５ｎｍの光学的リソグラフィでパターン化する。
４．６５℃で１分間及び９５℃で１０分間で露光後ベークする。
５．約４００μｍの穴深さを達成するために、２５０周期にわたって、ＳＦ６を２０ｗで２０秒間、及び、ＣＦ４を０ｗで１０秒間で、ＳＴＳＩＣＰＲＩＥシリコンエッチングする。
６．シリコンテンプレートをＰＤＭＳで成型する。

[00288]補足事項１ｂ：有線及び無線の設計を伴う単一の加熱器についての製作手順
[00289]重合体基層を準備する
１．３インチのシリコンウェーハを洗浄する（アセトン、ＩＰＡ−＞１１０℃で５分間乾燥）。
２．ＰＭＭＡでスピンコートする（ポリ（メチルメタクリレート）、３０秒間にわたって３，０００ｒｐｍでスピンされる）。
３．１８０℃で１０分間焼きなましする。
４．ポリイミドでスピンコートする（ＰＩ、ポリ（ピロメリト酸二無水物−ｃｏ−４，４’−オキシジアニリン）、アミド酸溶液、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ、有線設計については３０秒間にわたって４，０００ｒｐｍでスピンされ、無線設計については３０秒間にわたって１，０００ｒｐｍでスピンされる）。
５．１１０℃で３０秒間焼きなましする。
６．１５０℃で５分間焼きなましする。
７．２５０℃で１時間にわたって真空の下で焼きなましする。

[00290]第１のメタライゼーションを沈着する
８．５／５０ｎｍのクロム／金を電子ビームする。
９．鉄酸化マスク（ＫａｒｌＳｕｓｓＭＪＢ３）を通じて３６５ｎｍの光学的リソグラフィでパターンフォトレジストする（ＰＲ；ＣｌａｒｉａｎｔＡＺ５２１４、３０００ｒｐｍ、３０ｓ）。
水性基材現像剤（ＭＩＦ３２７）で現像する。
１０．ＴＦＡ金エッチング液で金をエッチングする（Ｔｒａｎｓｅｎｅ）。
１１．ＣＲ−７クロムマスクエッチング液（Ｃｙａｎｔｅｋ）でクロムをエッチングする。
１２．ＰＲをアセトン、ＩＰＡリンスで除去する。
１３．１５０℃で５分間乾燥する。

[00291]第１のメタライゼーションを分離し、ビアホールをパターン化する
１４．ＰＩでスピンコートする。
１５．１１０℃で３０秒間焼きなましする。
１６．１５０℃で５分間焼きなましする。
１７．２５０℃で１時間にわたって真空の下で焼きなましする。
１８．鉄酸化マスク（ＫａｒｌＳｕｓｓＭＪＢ３）を通じて３６５ｎｍの光学的リソグラフィでパターンフォトレジストする（ＰＲ；ＣｌａｒｉａｎｔＡＺ４６２０、３０００ｒｐｍ、３０ｓ）（ＫａｒｌＳｕｓｓＭＪＢ３）。水性基材現像剤（３：１で希釈されたＡＺ４００Ｋ）で現像する。
１９．反応性イオンエッチングする（ＲＩＥ；ＭａｒｃｈＣＳ−１７０１、５０ｍＴｏｒｒ、２０ｓｃｃｍＯ_２、１５０Ｗ、３５分）。

[00292]第２のメタライゼーションを沈着する
２０．有線設計については５／５００ｎｍのクロム／金を電子ビームする、又は、無線設計については５／１６００ｎｍのクロム／銅を電子ビームする。
２１．ＰＲＡＺ５２１４をパターン化する。
２２．ＴＦＡ金エッチング液で金をエッチングする、又は、ＴＦＡ銅エッチング液で銅をエッチングする。
２３．クロムマスクエッチング液でクロムをエッチングする。
２４．ＰＲをアセトン、ＩＰＡリンスで除去する。
２５．１５０℃で５分間乾燥する。

[00293]デバイス全体を絶縁する
２６．ＰＩでスピンコートする。
２７．１１０℃で３０秒間焼きなましする。
２８．１５０℃で５分間焼きなましする。
３０．ＰＲＡＺ４６２０をパターン化する。
３１．ＲＩＥ（５０ｍＴｏｒｒ、２０ｓｃｃｍＯ_２、１５０Ｗ、有線設計については３５分間で、無線設計については１２０分間）。

[00294]放出及び転写する
３２．沸騰するアセトンで解放する。
３３．水溶性テープに転写する。
３４．３／３０ｎｍのチタン／二酸化ケイ素を電子ビームする。
３５．ｅ−ＴＬＣデバイスの後部に転写する。
３６．有線加熱器について、薄い柔らかいケーブル（Ｅｌｆｏｒｍ、ＨＳＴ−９８０５−２１０）を、高温の鉄を用いて、強い圧力で結合する。

[00295]補足事項２：一軸性伸長の間のｅ−ＴＬＣ点同士の間隔の分析解
[00296]一軸性伸長（水平方向に沿って）の下でのｅ−ＴＬＣデバイスの変形が、加えられた歪み（ε）と関連付けられる画素同士の間の空間の変化を決定するために分析される。ｅ−ＴＬＣ材料（約２２１ＭＰａ）はエラストマ基材（約１３１ｋＰａ）よりはるかに硬く、そのため、図２９ｂにおけるＦＥＡの結果の実験画像によって証明されているように、無視できる変形を受ける。伸長変形は、結果として、主に柔らかい基材によって受け入れられる。初期間隔Δ０である画素（ｄ_ＴＬＣの直径）について、変形の後の水平間隔（Δ_{ｈｏｒｉｚｏｎｔａｌ}）は、
Δ_{ｈｏｒｉｚｏｎｔａｌ}＝Δ_０＋（Δ_０＋ｄ_ＴＬＣ）ε （Ｓ１）
によって与えられる。

[00297]鉛直な間隔（Δ_{ｖｅｒｔｉｃａｌ}）は、ポアソン効果のため小さくなる。まばらに分配された画素（例えば、ｄ_ＴＬＣ＜Δ_０）について、横圧縮においてｅ−ＴＬＣと関連付けられる機械的制約は、変形の後の鉛直空間（Δ_{ｖｅｒｔｉｃａｌ}）が次式のように近似できるように無視され得る。

[00298]伸長（ε）による、柔らかい基材の横に圧縮される歪みは、基材がほとんど非圧縮であるため（つまり、ポアソン比ν＝０．５）、ε_{ｃｏｐｍｒｅｓｓｉｏｎ}＝１−（１＋ε）^−１／２によって与えられる。実験において採用されているようなΔ_０＝０．３ｍｍ、ｄ_ＴＬＣ＝０．２ｍｍについて、式（Ｓ１）及び（Ｓ２）に基づいた図３５ａにおける分析結果は、実験及びＦＥＡの結果と良好に一致する。

[00299]補足事項３：ｅ−ＴＬＣデバイスの熱質量計算
[00300]デバイスの熱質量が、２０μｍシリコーンと、黒色酸化鉄基材と、３０μｍの透明シリコーン基材とについて決定される。デバイスは、約１５ｃｍ^２の全体の空中範囲を有する。続く計算された熱質量は、皮膚の単位面積当たりの熱質量として与えられる。ＴＣＲデバイスについてのデバイス構造は、８．７ｎｇ・ｃｍ^−２の金と、５６μｇ・ｃｍ^−２のＰＩと、５５．８μｇ・ｃｍ^−２の銅と、０．６４ｍｇ・ｃｍ^−２の黒色酸化鉄粉末と、４．１８ｍｇ・ｃｍ^−２のシリコーン基材と、約０．６１ｍｇ・ｃｍ^−２の液晶材料（Ｈａｌｌｃｒｅｓｔ、密度０．９７ｇ・ｃｍ^−３）とを大まかに含む。空中熱質量への材料の寄与は、銅からの２１．４８μＪ・ｃｍ^−２Ｋ^−１と、ＰＩからの６４．４μＪ・ｃｍ^−２Ｋ^−１と、黒色酸化鉄からの０．４２ｍＪ・ｃｍ^−２Ｋ^−１と、液晶からの１．０９ｍＪ・ｃｍ^−２Ｋ^−１（Ｈａｌｌｃｒｅｓｔ、比熱の１．８Ｊ・ｇ^−１Ｋ^−１）と、シリコーン後部からの６．１１ｍＪ・ｃｍ^−２Ｋ^−１（計算値）であり、金は無視できる。デバイス全体でのこの結果は、約７．７ｍＪ・ｃｍ^−２Ｋ^−１の全体のデバイスの空中熱質量をもたらす。皮膚の熱質量は水和に依存し、熱質量は水和及び含水量と共に増加する^２。水和された皮膚について、熱容量はおおよそ３．７Ｊ・ｃｍ^−３・Ｋ^−１であり、７．７ｍＪ・ｃｍ^−２・Ｋ^−１のデバイスの空中質量は、２０．８μｍの厚さを持つ皮膚の空中熱質量と同等である。

[00301]補足事項４：水蒸気透過性試験
[00302]水透過性試験は、ＡＳＴＭＥ９６−９５基準に従っており、ｅ−ＴＬＣデバイス（８０μｍ、５０μｍ、及び３０μｍの厚さ）及び市販のフィーバースキャン（商標）デバイス（ＬＣＲＨａｌｌｃｒｅｓｔ；約７５μｍのポリエステル被覆膜、約１０〜５０μｍの液晶層、約１０〜２０μｍの黒色後部層、及び図形印刷層１０〜２０μｍ）の評価を伴っている。実験は、デバイスが試験下にある状態で、固定された量の乾燥剤（９７％の無水硫酸カルシウム及び３％の塩化コバルト）を各々含む同一の瓶の上部を封止することを伴う。対照サンプルは、上部において封止のない瓶から成る。周囲の環境大気からデバイスを通る水蒸気の拡散は、乾燥剤による吸収のため、重量における増加を引き起こす。すべての瓶は、一貫した温度（約２２℃）と湿度（約５０％）とを有する部屋に置かれる。各々の瓶の重量増加は、０．１ｍｇの正確性を有するバランスで、一日のうちの同じ時間に記録される。この試験によって、４日間の後、フィーバースキャン（商標）によって封止された瓶の重量は、無視できる水の透過と一致して、変わらぬままである。対照的に、８０μｍのｅ−ＴＬＣデバイスを伴う瓶の重量は、対照群と比較されるもののほとんど半分（４１％）である量で増加する。５０μｍ及び３０μｍのｅ−ＴＬＣデバイスは、対照群の半分より大きい重量増加、つまり、それぞれ６０％及び６２％を呈する。これらの結果は、我々のデバイスで使用される厚さにおいて、ＰＤＭＳの我々の構築が、特に従来の類似物と比較するとき、水分への小さな障壁だけを提供する。

[00303]補足事項５：センサ応答時間
[00304]ＴＬＣ点配列が２つのＰＤＭＳ層同士の間に埋め込まれる。黒色のＰＤＭＳ基材及びＴＬＣ層の厚さ及び熱特性は、皮膚からＴＬＣ層の上部への伝熱率を両方で定める。上部封止エラストマからの影響は、モデルを単純化するために無視される。

[00305]温かいエチレングリコール浴が、黒色のＰＤＭＳ基材の後側からデバイス全体を加熱する。エラストマ層の面内寸法は、熱流速が主に厚さ方向に沿うように、エラストマ層の厚さよりはるかに大きく、これは、他で記載されている一次元の伝熱モデルによって表されている^１。

[00306]センサ応答時間は、センサ温度上昇Ｔ_{ｓｅｎｓｏｒ}がＴ_０の９０％に達する時間によって定められる。実験において使用される３０μｍの黒色のＰＤＭＳと２５μｍのＴＬＣ層とについて、応答時間は約３０ｍｓになると予測される。これらは、３３ｍｓの実験的に測定されたセンサ応答時間（Ｔ_{ｓｅｎｓｏｒ}＝０．９Ｔ_０）と良好な合理性で一致している。

[00307]補足事項６：色及び温度の抽出処理
[00308]温度感受性のＴＬＳセンサの唯一の部品は、液晶点である。液晶点を画像において見つけ出し、黒色のエラストマの背景から分離することは、温度抽出処理において、必要な最初の段階である。これは、典型的なコンピュータビジョンの問題である（ＯｐｅｎＣＶ、ｏｐｅｎｃｖ．ｏｒｇ）。処理の不可欠なステップが図３０ａに示されている。第１のフレームは、センサ配列の７ｘ７の領域の元の写真を示している。第２のフレームは、画像平滑化を通じてノイズを減らすガウシアンフィルタの出力である。グレースケール（第３のフレーム）の形式が、適応閾（第４のフレーム）にとって必要とされる入力である。適応閾は、画像の異なる部分における照明の非均一性に気付いている堅牢なアルゴリズムである。出力は、明るい領域における値「１」と、他の領域における値「０」とを含む二値マスクである。欠陥からの小さいスペックルは、ここでも同じく見ることができる。それらスペックルは、２つのステップの腐食／拡張の過程で除去される。腐食（第５のフレーム）は、境界において数個の画素を除去することで、フレーム４における白色の領域を小さくさせる。欠陥の小さい大きさのため、それらスペックルは完全に消える。拡張のステップ（第６のフレーム）は、白色の領域を再び拡張し、先のステップで除去された画素の同じ大きさを加えることで、関心の領域を取り戻す。輪郭のリストが、この「清浄な」画像から抽出できる（第７のフレーム）。あらゆる輪郭が、単一の温度感受性の点を包囲している。点の形は、円を密接に連想させるものである。点位置検出のための当然の選択は、輪郭を入力として取るＯｐｅｎＣＶの「包囲する円」の機能である。最後のフレームは、元の画像の重ね合わせであり、対応する位置（赤色の点）と、包囲する円（青緑色の輪）とのセットである。

[00309]デジタルカメラの典型的な出力は、赤色−緑色−青色（ＲＧＢ）色マップである。すべての色の強さは、実験の間の照明条件によって影響される。色相−彩度−明度（ＨＳＶ）色空間へと変換することは、強さがここでは明度のチャンネルでコード化され、色は色相のチャンネル及び彩度のチャンネルであるという事実のため、分析を明かりにおける変化に対してより柔軟にさせる。色変化を追跡するためには、色相及び彩度だけが関心のあるものである。図３０ｂは、色を温度へと変換するために使用される較正を示している。描画された点は、対応する色相／彩度の値において位置決めされ、それらの色相値で色付けされる。背景は、二次元の線形の適合で、色相／彩度の値から評価された温度である。

[00310]補足事項７：熱伝導率の予測のための定常状態熱伝導モデル
[00311]３Ｄ（３次元）図と断面図との両方から、デバイス形状の概略的な図が提示されている図４１ａ及び図４１ｂに示しているように、原点がＰＤＭＳの上面の中心に位置付けられるように、直交座標系が設定されている。ＦＥＡは、超薄型のｅ−ＴＬＣ点（約２０μｍ）の温度分布への影響が無視でき、したがって分析モデルにおいて検討されることを指し示している。皮膚層（２ｍｍ超の厚さを持ち、実質的な皮膚及び下層の組織から均質化されている）は、通常、無限大の厚さとして考慮され得るように、ＰＤＭＳ層（約６０μｍの厚さを持つ）よりはるかに厚くなっている。定常状態熱伝導式は、ＰＤＭＳと皮膚との両方について、∂^２Ｔ／∂ｘ^２＋∂^２Ｔ／∂ｙ^２＋∂^２Ｔ／∂ｚ^２＝０であり、ここで、Ｔは温度である。正方形とされた抵抗（ａ_{Ｒｅｓｉｓｔｏｒ}×ｂ_{Ｒｅｓｉｓｔｏｒ}）は、ＰＤＭＳ及び皮膚へと送り込む発熱Ｑで、熱源として作用する。これは、二重層のシステムについての表面熱流速ｑ_０＝Ｑ／（ａ_{Ｒｅｓｉｓｔｏｒ}ｂ_{Ｒｅｓｉｓｔｏｒ}）として、つまり、熱源によって占められている領域についての

として、モデル化され得る。ＰＤＭＳの自由な上面は、周囲空気（Ｔ_∞）との自然な対流、つまり、

を有しており、ここで、ｈは熱伝導係数を表している。連続条件は、ＰＤＭＳ／皮膚の境界面にわたって、［Ｔ］＝０及び［ｑ_ｚ］＝０を含み、ここで、［］＝０は、境界面にわたる急増を表している。二重フーリエ変換の手法を用いることで、センサ平面（ｚ＝−Ｈ_{ｓｅｎｓｏｒ}）における温度は、次式のように得られる。

ここで、下付き文字「ＰＤＭＳ」及び「ｓｋｉｎ」は、それぞれＰＤＭＳ及び皮膚を表しており、ｋは熱伝導率である。式（Ｓ３）は、皮膚層の熱伝導率を前提として、前の熱伝導の問題の温度解に対応する。実験において用いられたパラメータは、ａ_{Ｒｅｓｉｓｔｏｒ}＝ｂ_{Ｒｅｓｉｓｔｏｒ}＝０．５ｍｍ、ｈ＝５Ｗ・ｍ^−２Ｋ^−１、Ｈ_{ｓｅｎｓｏｒ}＝３０μｍ、Ｈ_ＰＤＭＳ＝６０μｍ、ｋ_ＰＤＭＳ＝０．１６Ｗ・ｍ^−１Ｋ^−１、及び熱拡散率α_ＰＤＭＳ＝１．０７ｍ^２・ｓ^−１を含む。ｋ_ｓｋｉｎ＝０．３１Ｗ・ｍ^−１Ｋ^−１及びＱ＝３．８ｍＷの代表値について、式（Ｓ３）によって与えられるように、センサ平面における温度の分布は、図４１ｃにおいて示されており、これは、ＦＥＡ結果と良好な合理性で一致している（図４１ｄ）。ｘ軸に沿っての温度分析結果（図４１ｅ）は、ＦＥＡ結果との定量的な一致にある。中心領域における比較的大きな不一致は、モデル単純化の目的のために用いられた、加熱器全体を通じた一様な発熱ｑ_０の仮定に主に起因する。図４１ｅは、温度勾配が、加熱器中心から約４ｍｍの距離内の領域において明らかであることも示している。加熱器（０．５×０．５ｍｍ）から遠くにあるセンサについては、温度分布は、点の熱源の単純な解、つまり、

によって近似でき、ここで、超薄型ＰＤＭＳ層は無視でき、

は、原点から平面内距離である。図４１ｅは、ｒ≧ａ_{Ｒｅｓｉｓｔｏｒ}／２について非常に良好な精度を有していることを実証している。この単純化された解は、Ｔ_∞＝３３．９℃及びＱ＝３．８３ｍＷである例について図３２ａに示しているように、ｅ−ＴＬＣデバイスからの温度データを適合することで、皮膚の熱伝導率を予測するために用いられる。図３２ｂは、異なる混合比を伴う水／エチレングリコール溶液が異なる水和レベルにおいて本物の皮膚を模倣するために用いられている較正実験について、熱伝導率の予測を実演している。ここでのモデルによって予測された熱伝導率は、文献（ＭＥＧｌｏｂａｌ、ＥｔｈｙｌｅｎｅＧｌｙｃｏｌＰｒｏｄｕｃｔＧｕｉｄｅ）において報告されている熱伝導率とかなり良好に一致している。

[00312]補足事項８：熱拡散率の予測のための過渡熱伝導モデル
[00313]過渡熱伝導モデルの問題についての分析を単純化するために、加熱器が点の熱源であることを引き続き仮定する。加熱器が時間ｔ＝０において作動されることを考慮し、誘発される過渡的な温度解は、次式によって与えられる。

ここで、α_ｓｋｉｎは皮膚の熱拡散率であり、ｅｒｆｃ（ｘ）は相補誤差関数である。ｋ_ｓｋｉｎ＝０．３１Ｗ・ｍ^−１Ｋ^−１、α_ｓｋｉｎ＝１．１４ｍ^２ｓ^−１、及びＱ＝３．８ｍＷの代表値について、式（Ｓ５）によって与えられる時間力学の温度は、３つの異なる位置（原点から０．５ｍｍ、１．０ｍｍ、及び２．０ｍｍの距離である）について、図４１ｆに示しているように、ＦＥＡ結果と極めて良好に一致している。

[00314]式（Ｓ５）に基づいて、電力が分からないときであっても（例えば、無線システムが加熱器に電力供給するために用いられるとき）、ｅ−ＴＬＣデバイスからの過渡温度データに基づく熱拡散率を決定することができる。図３２ｄは、加熱器から０．５ｍｍの距離であるセンサにおける温度分析結果の例を提供しており、この例では、０．４３ｘ１０^−７ｍ^２／ｓの熱拡散率を伴う分析曲線が、実験データとの最良の一致を提供している。図３２ｅは、較正実験についての熱拡散率の予測を実証しており、文献（ＭＥＧｌｏｂａｌ、ＥｔｈｙｌｅｎｅＧｌｙｃｏｌＰｒｏｄｕｃｔＧｕｉｄｅ）において報告された予測と良好な合理性で一致している。

[00315]補足事項９：反応性充血の数学的モデル化
[00316]尺骨動脈の周りの様々な組織を考慮しており、血流と周囲の組織との間の熱交換を定量的に特徴付けているヒトの手首の二次元（２Ｄ）の過渡的な熱伝達モデルが、開発されている。図４３ａ及び図４３ｂは、円形の断面が分析を単純化するために手首について用いられている組織形状の概略図である。体温である血液が、脂肪層に埋め込まれた円形の動脈を通って流れ、周囲の組織を加熱する。動脈を挟んでの血流と脂肪層との間の熱交換は、交換される熱流速（ｑ）が血流の速さに比例していると仮定している熱対流モデル^２、つまり、

で記述できる。ここで、ρ_ｂ、ｃ_ｐｂ、ω_ｂ（ｔ）は、血液の密度、比熱容量、及び時間依存の流れの速さであり、Ｄ_{ａｒｔｅｒｙ}は動脈の直径であり、Ｔ_ｂｏｄｙ及びＴ_ｓは、それぞれ体温と動脈における脂肪の温度とである。血流の加熱のため、温度はこれらの組織において非均一に分布し、これは

の過渡的な熱伝導式によって支配されており、下付き文字は異なる組織を表している（皮膚はｊ＝１として、脂肪はｊ＝２として、筋肉はｊ＝３として、及び、骨はｊ＝４としてである）。皮膚の自由な外面は空気との自然な対流があり、これは、体温より低い室温のため、皮膚を通常冷却する。内部の骨の層は、中核温度（体温Ｔ_ｂｏｄｙに近い）を維持すると仮定されている。

[00317]閉塞のモデル化は、閉塞前のステージ（ステージＩ）に対応する、血流の一定の加熱による様々な組織における定常状態熱伝導のシミュレーションから始まる２つのステップを伴う。入力として定常状態解である場合、我々は、血管の閉塞のステージ（ステージＩＩ）と再かん流のステージ（ステージＩＩＩ）とに対応する、閉塞の用途と開放とによる熱分布における過渡的な変化をさらにシミュレーションする。先の実験データに基づいて、これらの異なるステージの間の血流の過渡的な変動は、以下の区分的な関数によって良好に記述できる^２、３。

ここで、ω_０は基準血流を表し、ω_ｓは、閉塞がここでの実験の場合には１６０秒間である十分な長さの時間にわたって適用された後の血液再かん流であり、ω_maxは、最大充血の血流であり、τ_０は、閉塞が適用された後、血流の低下する速度を表している時間定数であり、ｔ_ｄｗは、閉塞の開放の後の最大充血の血流に到達するために必要とされる時間であり、τ_ｈは、再かん流の間に血流が基準値に戻る速さを示しており、ｔ_{ｏｃｃ，ｓｔ}及びｔ_{ｏｃｃ，ｅｎｄ}は、閉塞の開始及び終了をそれぞれ表している。実験において分かっているｔ_{ｏｃｃ，ｓｔ}及びｔ_{ｏｃｃ，ｅｎｄ}を除いて（ｔ_{ｏｃｃ，ｓｔ}＝０ｓ、ｔ_{ｏｃｃ，ｅｎｄ}＝１６０ｓ）、反応性充血のこのモデルには、血液かん流の温度履歴をシミュレートするために変えることができる６つのパラメータがある。熱分析の目的は、動脈から７ｍｍ未満の距離でのセンサにおいて、温度−時間分析結果のシミュレーションと実験データとの間の平均の差を最小限にできるパラメータの最適化されたセットを得ることである（図４３ａ）。基準血流ω_０は、閉塞処理を伴わないため、閉塞の前（ステージＩ）に測定された温度値を用いて決定できる。血流ω_ｓ及び時間パラメータτ_０（ステージＩＩに関してのみ）は、ステージＩＩの間の測定された温度−時間分析結果によって決定され、他の３つのパラメータ（ω_ｍａｘ、ｔ_ｄｗ、及びτ_ｈ）は、ステージＩＩＩの間のデータによって決定される。全部で、我々のシミュレーションでは６つのパラメータ、つまり、ω_０、α＝ω_ｓ／ω_０、β＝ω_ｍａｘ／ω_０、τ_０、ｔ_ｄｗ、及びτ_ｈがあり、それらの範囲は、報告されている実験に基づいて、表１に列記されている^２、３。

[00318]有限要素分析（ＦＥＡ）が、蒸気の過渡的な熱伝達の問題を解決するために、及び、温度分布を数値的に決定するために、用いられている。精度を確保するために、４ノードの線形の熱伝達要素が用いられて、精密なメッシュが用いられている。境界条件は、骨の層における所定の温度（Ｔ＝Ｔ_ｂｏｄｙ）と、動脈壁における体温の血流との熱対流（つまり、式（Ｓ６））と、皮膚の外面における室温の空気（約２７．０℃）との自然な対流とを含む。様々な組織の形状及び熱の物理的特性が表２に提供されている。前述した反応性充血について、基準血流速度は、ω_０＝３０ｍＬ／ｍｉｎ（１．８ｍｍの血管直径については１９．６ｃｍ／ｓ）として決定されており、これは、図４３ｃに示しているように、ＦＥＡと実験との間の差、つまり、差異を最小限にできる。ω_０＝３０ｍＬ／ｍｉｎに基づいて、定常状態における動脈からの計算された温度減衰は、実験データと実際に良好に一致する。ステージＩＩの間の温度分散を最小限にするために（図４３ｅ）、血流ω_ｓ及び時間パラメータτ_０は、ω_ｓ＝１．５ｍＬ／ｍｉｎ及びτ_０＝２ｓとして決定される。同様に、ステージＩＩＩに対応する他の３つのパラメータは、ω_ｍａｘ＝９０ｍＬ／ｍｉｎ（５８．８ｃｍ／ｓ）、ｔ_ｄｗ＝１５ｓ、及びτ_ｈ＝３５ｓとして得ることができる。パラメータの個のセットについて、ＦＥＡから得られる温度−時間分析結果は、動脈に近いすべてのセンサ点について、実験結果と良好な合理性で一致している（図３３ａ）

[00319]

[00320]

[00321]参考文献
[00322] 1 Webb, R. C. et al. Ultrathin conformal devices for precise and continuous thermal characterization of human skin. Nat. Mater. 12, 938, (2013).
[00323] 2 Deshpande, C. Thermal analysis of vascular reactivity MS thesis, Texas A&M University, (2007).
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[00328] 7 Shen, H. et al. A genomewide scan for quantitative trait loci underlying areal bone size variation in 451 Caucasian families. J. Med. Genet. 43, 873-880 (2006).
[00329] 8 Shima, H., Ohno, K., Michi, K. I., Egawa, K. & Takiguchi, R. An anatomical study on the forearm vascular system. J. Cranio. Maxill. Surg. 24, 293-299 (1996).
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[00331] 10 Kathirgamanathan, A., French, J., Foxall, G. L., Hardman, J. G. & Bedforth, N. M. Delineation of distal ulnar nerve anatomy using ultrasound in volunteers to identify an optimum approach for neural blockade. Eur. J. Anaesth. 26, 43-46 (2009).

［参照による組込み及び変形形態に関する陳述］
[00332]例えば、公開若しくは付与された特許又は均等物を含む特許文献、特許出願公開、及び非特許文献又は他の情報源の資料を含む、この用途を通じたすべての参考文献は、各々の参考文献が本出願における開示と少なくとも部分的に矛盾していない限りにおいて、参照により個別に組み込まれているかのように、本明細書によりそれらの全体において、本明細書において参照により組み込まれている（例えば、部分的に矛盾している参考文献は、参考文献の部分的に矛盾している部分を除いて参照により組み込まれている）。

[00333]本明細書で用いられている用語及び表現は、限定の用語ではなく、説明の用語として使用されており、図示及び記述した特徴のあらゆる均等物又はその均等物の一部分を排除することのこのような用語及び表現の使用における意図はなく、様々な改良が、請求された本発明の範囲内で可能であることが認められる。したがって、本発明は、好ましい実施形態、例示の実施形態、及び任意選択の特徴によって明確に開示されているが、本明細書で開示されている概念の改良及び変形が当業者によってしばしば行われ得ることと、このような改良及び変形が、添付の請求項によって定義されているような本発明の範囲内にあると考えられることとは、理解されるべきである。本明細書で提供されている特定の実施形態は、本発明の有用な実施形態の例であり、本発明が、本記述において説明されている数多くの変形のデバイス、デバイス構成要素、方法、及びステップを用いて実行され得ることは、当業者には明らかである。当業者には明白であるように、本実施形態について有用な方法及びデバイスは、数多くの任意選択の構成、処理要素、及びステップを含み得る。

[00334]一群の置換基が本明細書で開示されるとき、群の要素の任意の異性体、光学異性体、及びジアステレオマーを含むその群及びすべての下位群のすべての個別の要素は、別々に開示される。マーカッシュ形式の群又は他の群形成が本明細書で使用されるとき、群のすべての個別の要素、すべての組合せ、及び群の可能な下位の組合せは、開示に個別に含まれると意図されている。化合物の具体的な異性体、光学異性体、又はジアステレオマーが、例えば化学式又は化学名で特定されないように、その化合物が本明細書で記載されているとき、その記載は、個別に又は任意の組合せで記載されている化合物の各々の異性体及び光学異性体を含むように意図されている。また、他に特定されていない場合、本明細書で開示されている化合物のすべての同位体変化は、本開示によって網羅されるように意図されている。例えば、開示されている分子における任意の１つ又は複数の水素は、重水素又は三重水素で置き換えできることは、理解されるものである。分子の同位体変化は、概して、その分子についての検定で、及び、その分子又はその分子の使用に関する生物学的研究で、標準として有用である。このような同位体変化を作るための方法は、技術的に知られている。化合物の具体的な名前は、当業者が同じ化合物を異なるように命名できることが知られているため、例示であるように意図されている。

[00335]以下の参考文献は、概して、電子デバイスを作るための製作方法、構造、及びシステムに関しており、本出願における開示と矛盾していない限りにおいて、参照により本明細書によって組み込まれている。

[00336]本明細書で例示されている構成要素のすべての形成又は組合せが、述べられていない場合、本発明を実施するために用いられ得る。

[00337]例えば、数の範囲、温度の範囲、時間の範囲、又は組成若しくは濃度の範囲といった範囲が明細書において与えられるときはいつでも、すべての中間の範囲及び下位の範囲と共に、与えられた範囲の含まれるすべての個々の値が、本開示に含まれるように意図されている。本明細書において記載に含まれている範囲又は下位の範囲における任意の下位の範囲又は個々の値は、ここでの請求項からは排除され得ることは、理解されるものである。

[00338]本明細書で言及されているすべての特許及び公開は、本発明が関連する技術における当業者の技術の度合いを示している。本明細書で言及された参考文献は、それらの公開又は出願日の時点での技術の状態を指し示すために、本明細書において参照によりその全体において組み込まれており、この情報は、先行技術にある特定の実施形態を排除するために、必要により、本明細書で用いられ得ることが意図されている。例えば、物質の組成が請求されるとき、実施可能な程度の開示が本明細書において言及された参考文献で提供されている化合物を含め、出願者の発明の前に技術的に知られている及び利用可能である化合物が、本明細書における物質の請求の組成に含まれるように意図されていないことは、理解されるべきである。

[00339]本明細書で用いられているように、「備える」は、「含む」、「収容する」、又は「〜によって特徴付けられる」と同意語であり、包括的又はオープンエンドであり、追加の列挙されていない要素又は方法ステップを排除するものではない。本明細書で用いられているように、「〜から成る」は、請求要素において特定されていないあらゆる要素、ステップ、又は成分を排除する。本明細書で用いられているように、「〜から本質的に成る」は、請求項の必要最小限で新規の特性に実質的に影響を与えない材料又はステップを排除しない。本明細書における各々の例において、「備える」、「〜から本質的に成る」、及び「〜から成る」のいずれも、他の２つの用語のいずれかと置き換えられてもよい。適切に本明細書で例示的に記載されている本発明は、本明細書で明確に開示されていない任意の要素及び／又は限定がなくても実施され得る。

[00340]当業者は、具体的に例示されたもの以外の開始材料、生物学的材料、試薬、合成法、精製法、分析法、検定法、及び生物学的方法が、適切でない方法に訴えることなく本発明の実施において用いられ得ることを、理解するものである。任意のこのような材料及び方法のすべての技術的に知られている機能的均等物は、この発明に含まれるように意図されている。用いられている用語及び表現は、限定の用語ではなく、説明の用語として使用されており、図示及び記述した特徴のあらゆる均等物又はその均等物の一部分を排除することのこのような用語及び表現の使用における意図はなく、様々な改良が、請求された本発明の範囲内で可能であることが認められる。したがって、本発明は、好ましい実施形態及び任意選択の特徴によって明確に開示されているが、本明細書で開示されている概念の改良及び変形が当業者によってしばしば行われ得ることと、このような改良及び変形が、添付の請求項によって定義されているような本発明の範囲内にあると考えられることとは、理解されるべきである。

[00341]本明細書及び添付の請求項で用いられているように、単数形「１つ（ａ、ａｎ）」及び「その」は、文脈が明らかに支持していない場合、複数の参照を含むことは、留意されなければならない。したがって、例えば、「１つのセル」への言及は、複数のこのようなセル、及び、当業者に知られているその均等物などを含む。その上、「１つ（ａ、ａｎ）」、「１つ又は複数」、及び「少なくとも１つ」は、本明細書では相互に置き換え可能に使用できる。「備える」、「含む」、及び「有する」という用語が相互に置き換え可能に使用できることも、留意されるものである。「請求項ＸＸ〜ＹＹのいずれかの〜」（ＸＸ及びＹＹは請求項番号に言及している）という表現は、選択の形式で複数の従属請求項を提供するように意図されており、一部の実施形態では、「請求項ＸＸ〜ＹＹのいずれか一項にあるような〜」という表現と互いに置き換え可能である。

[00342]他に定められていない場合、本明細書で使用されているすべての技術的及び科学的な用語は、本発明が属する技術の当業者によって一般的に理解されるのと同じ意味を持つ。本明細書で記載されているものと同様又は同等の任意の方法及び材料は、本発明の実施又は試験において使用され得るが、好ましい方法及び材料が記載されている。

Claims

生物学的環境における組織との境界面のためのデバイスであって、
柔軟又は伸長可能な基材と、
前記柔軟又は伸長可能な基材によって支持された、前記組織の熱輸送特性を特徴付けるための１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサと
を備え、
前記柔軟又は伸長可能な基材、前記１つ又は複数の熱アクチュエータ、及び前記複数の熱センサは、前記デバイスが前記組織の表面との共形の接触を確立することができるように、正味曲げ剛性を提供する、デバイス。
前記１つ又は複数の熱アクチュエータ及び前記複数の熱センサが、前記組織の前記熱輸送特性を空間的に特徴付ける、請求項１に記載のデバイス。
前記１つ又は複数の熱アクチュエータ及び前記複数の熱センサが、前記組織の前記熱輸送特性を時間的に特徴付ける、請求項１に記載のデバイス。
前記熱センサが、前記１つ又は複数の熱アクチュエータによって提供される加熱から生じる温度の時空分布を特徴付けるためのものである、請求項１に記載のデバイス。
前記熱輸送特性が熱伝導率、熱拡散率、又は熱容量である、請求項１〜４のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱輸送特性が、水和状態、炎症状態、閉塞状態、及びこれらの任意の組合せから成る群から選択されている組織特性と相互に関連する、請求項１〜５のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱輸送特性が、大血管の血流方向、大血管の血流速度、微小血管の血流方向、微小血管の血流速度、閉塞の存在、大血管のかん流、微小血管のかん流、炎症による循環変化、及びこれらの任意の組合せから成る群から選択されている生理学的パラメータと相互に関連する、請求項１〜６のいずれか一項に記載のデバイス。
共形の接触を確立すると前記組織の本来の温度に実質的な影響を与えない、請求項１〜７のいずれか一項に記載のデバイス。
３０００ミクロン以下の平均厚さを有する、請求項１〜８のいずれか一項に記載のデバイス。
５０ｍＪｃｍ^−２Ｋ^−１以下の面積当たりの熱質量を有する、請求項１〜９のいずれか一項に記載のデバイス。
２０ｇｈ^−１ｍ^−２以上のガス透過率を有する、請求項１〜１０のいずれか一項に記載のデバイス。
１０ｍｇｃｍ^−２以下の面密度を有する、請求項１〜１１のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱アクチュエータ及び前記熱センサが伸長可能又は柔軟な構造を備える、請求項１〜１２のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱アクチュエータ及び前記熱センサが薄膜構造を備える、請求項１〜１３のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱アクチュエータ及び前記熱センサがフィラメント金属構造を備える、請求項１〜１４のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱センサが１０μｍ以上の空間分解能を提供する、請求項１〜１５のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱センサが１μｓ以上の時間分解能を提供する、請求項１、３〜１６のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱センサのうちの少なくとも１つが、ドリフトを補償するために背景温度を測定するための温度センサである、請求項１〜１７のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱アクチュエータが、０．１ｍＷｍｍ^−２〜５０ｍＷｍｍ^−２の範囲にわたって選択された電力入力を前記組織へと提供する、請求項１〜１８のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱アクチュエータが前記組織における一定の加熱を提供する、請求項１〜１９のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱アクチュエータが前記組織におけるパルス状加熱を提供する、請求項１〜１９のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱センサが前記１つ又は複数の熱アクチュエータに対して対称に配置される、請求項１〜２１のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱センサのうちの２つが、異方性熱輸送特性の指標として比較データを得るために、前記熱アクチュエータの両側において適合された対を形成する、請求項２２に記載のデバイス。
前記異方性熱輸送特性が血流の方向を示す、請求項２３に記載のデバイス。
前記熱センサが、１つ又は複数の同心円状の環の中心において前記熱アクチュエータのうちの１つを有する前記１つ又は複数の同心円状の環として配置されている、請求項２２に記載のデバイス。
各々の熱センサ及び熱アクチュエータが、画素化された配列の個々の位置に独立して対応する個々の画素を提供する、請求項１〜２５のいずれか一項に記載のデバイス。
前記個々の画素が、１０μｍ〜１ｃｍの範囲から選択されている平均横寸法を有する、請求項２６に記載のデバイス。
前記アクチュエータの前記個々の画素が、前記センサの前記個々の画素の面積より９倍大きい面積を有する、請求項２７に記載のデバイス。
前記個々の画素が、１μｍ〜１０００μｍの範囲から選択されている平均厚さを有する、請求項２６に記載のデバイス。
前記画素化された配列が１０〜１００，０００画素を備える、請求項２６に記載のデバイス。
前記画素化された配列が１０ｍｍ^２〜２０００ｃｍ^２の範囲から選択されている設置面積を有する、請求項２６に記載のデバイス。
前記画素のうちの少なくとも一部が、ミクロ封止された構造又はナノ封止された構造を備える、請求項２６に記載のデバイス。
１つ又は複数の電極、トランジスタ、インデューサ、抵抗、ＬＥＤ、コンデンサ、発振器、フォトダイオード、ダイオード、又はこれらの任意の組合せをさらに備える、請求項１〜３２のいずれか一項に記載のデバイス。
１つ又は複数の増幅器、歪みゲージ、温度センサ、無線電力コイル、太陽電池、誘導コイル、高周波数誘導子、高周波数コンデンサ、高周波数発振器、高周波アンテナ、多重化回路、心電図検査センサ、筋電図検査センサ、脳波検査センサ、電気生理学的センサ、サーミスタ、トランジスタ、ダイオード、抵抗、容量センサ、発光ダイオード、又はこれらの任意の組合せをさらに備える、請求項１〜３３のいずれか一項に記載のデバイス。
前記柔軟又は伸長可能な基材によって支持された１つ又は複数の無線通信アンテナ構造又は近距離無線通信コイルをさらに備える、請求項１〜３４のいずれか一項に記載のデバイス。
前記１つ若しくは複数のアクチュエータ及び／又は前記複数のセンサが電子回路によって連結される、請求項１〜３５のいずれか一項に記載のデバイス。
前記電子回路が柔軟又は伸長可能である、請求項３６に記載のデバイス。
前記柔軟又は伸長可能な電子回路が、湾曲、蛇行、屈曲、波形、又は座屈の形状を有する１つ又は複数の電子デバイス又はデバイス構成要素を備える、請求項３７に記載のデバイス。
前記電子回路は、ミアンダ電極、互いに嵌まり合う電極、円形電極、及び環状電極から成る群から選択された複数の電極を備える、請求項３６に記載のデバイス。
前記柔軟又は伸長可能な基材及び前記電子回路が、１ｍＮｍ以下の前記デバイスの正味曲げ剛性を提供する、請求項３７に記載のデバイス。
前記柔軟又は伸長可能な基材が１００ＭＰａ以下の平均弾性率を有する、請求項１〜４０のいずれか一項に記載のデバイス。
前記柔軟又は伸長可能な基材が０．５ｋＰａ〜１００ＭＰａの範囲から選択されている平均弾性率を有する、請求項１〜４１のいずれか一項に記載のデバイス。
前記柔軟又は伸長可能な基材が３ｍｍ以下の平均厚さを有する、請求項１〜４２のいずれか一項に記載のデバイス。
前記柔軟又は伸長可能な基材が１〜３０００ミクロンの範囲から選択されている平均厚さを有する、請求項１〜４３のいずれか一項に記載のデバイス。
前記柔軟又は伸長可能な基材がエラストマを含む、請求項１〜４４のいずれか一項に記載のデバイス。
前記柔軟又は伸長可能な基材が低弾性率ゴム材料又は低弾性率シリコーン材料である、請求項１〜４５のいずれか一項に記載のデバイス。
前記柔軟又は伸長可能な基材が生体不活性又は生体適合性の材料である、請求項１〜４６のいずれか一項に記載のデバイス。
多層デバイスを備え、前記センサ及び前記アクチュエータが障壁層によって少なくとも部分的に封止される、請求項１〜４７のいずれか一項に記載のデバイス。
前記デバイスとの前記境界面において、前記組織の弾性率の１０００倍以内の弾性率を有する、請求項１〜４８のいずれか一項に記載のデバイス。
１００ＭＰａ以下の平均弾性率を有する、請求項１〜４９のいずれか一項に記載のデバイス。
０．５ｋＰａ〜１００ＭＰａの範囲から選択されている平均弾性率を有する、請求項１〜５０のいずれか一項に記載のデバイス。
前記境界面における前記組織の平均弾性率の１００倍以下の平均弾性率を有する、請求項１〜５１のいずれか一項に記載のデバイス。
３０００ミクロン以下の平均厚さを有する、請求項１〜５２のいずれか一項に記載のデバイス。
１〜３０００ミクロンの範囲から選択されている平均厚さを有する、請求項１〜５３のいずれか一項に記載のデバイス。
１ｍＮｍ以下の正味曲げ剛性を有する、請求項１〜５４のいずれか一項に記載のデバイス。
０．１ｎＮｍ〜１Ｎｍの範囲から選択されている正味曲げ剛性を有する、請求項１〜５５のいずれか一項に記載のデバイス。
１００ｍｇｃｍ^−２以下の面積質量密度を有する、請求項１〜５６のいずれか一項に記載のデバイス。
５％超の不具合のない伸長性を呈する、請求項１〜５７のいずれか一項に記載のデバイス。
５％〜２００％の範囲にわたって選択されている不具合のない伸長性を呈する、請求項１〜５８のいずれか一項に記載のデバイス。
前記組織が、皮膚、心臓組織、脳組織、筋肉組織、神経系組織、血管組織、上皮組織、網膜組織、鼓膜、腫瘍組織、又は消化器構造を含む、請求項１〜５９のいずれか一項に記載のデバイス。
前記熱アクチュエータ及び前記熱センサの少なくとも一部を少なくとも部分的に封入する障壁層をさらに備える、請求項１〜６０のいずれか一項に記載のデバイス。
前記障壁層が、重合体、無機重合体、有機重合体、エラストマ、生重合体、セラミック、及びこれらの組合せから成る群から選択されている材料を含む、請求項６１に記載のデバイス。
障壁層は、ポリビニルピロリドン、ピロキシリン、ニトロセルロース、ポリ（アクリル酸メチル−イソブテン−モノイソプロピルマレイン酸）、ピロキシリン、アクリレート重合体、シロキサン重合体、シアノアクリレート、オクチルシアノアクリレート、アクリレート共重合体、２−オクチルシアノアクリレート、エチルシアノアクリレート、ｎ−ブチルシアノアクリレート、アクリレートターポリマ、ポリエチレン、ポリジメチルシロキサン、又はこれらの任意の組合せを含む、請求項６１に記載のデバイス。
前記障壁層がエラストマを含む、請求項６１に記載のデバイス。
前記障壁層が生体適合性材料又は生体不活性材料である、請求項６１に記載のデバイス。
生物学的環境における組織を感知する方法であって、
デバイスを提供するステップであって、前記デバイスが、
柔軟又は伸長可能な基材と、
前記柔軟又は伸長可能な基材によって支持された、前記組織の熱輸送特性を特徴付けるための１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサと
を備え、
前記柔軟又は伸長可能な基材、前記１つ又は複数の熱アクチュエータ、及び前記複数の熱センサは、前記デバイスが前記組織の表面との共形の接触を確立することができるように、正味曲げ剛性を提供する、
ステップと、
前記デバイスを前記組織の受入面に接触するステップであって、接触が前記組織の前記表面との前記共形の接触をもたらす、ステップと、
前記１つ又は複数の熱アクチュエータで前記組織を熱的に作動するステップと、
前記熱センサのうちの少なくとも一部で、前記組織のもう一つの温度を測定するステップと
を含む方法。
前記組織を熱的に作動する前記ステップが、前記組織の前記表面を加熱するステップを含む、請求項６６に記載の方法。
加熱する前記ステップが、前記組織の前記表面の選択された領域を加熱するステップを含む、請求項６７に記載の方法。
加熱する前記ステップが、前記組織にエネルギーを電子的に、光学的に、又は機械的に提供するステップを含む、請求項６７に記載の方法。
前記組織のもう一つの温度を測定する前記ステップが、前記組織の１つ若しくは複数の電圧測定、電流測定、電磁放射の強さ若しくは出力の測定、温度測定、圧力測定、組織加速測定、又は組織移動測定を行うステップを含む、請求項６６に記載の方法。
前記組織の前記表面の温度分布を測定するステップをさらに含む、請求項６６に記載の方法。
前記組織の前記表面を時空分布でマッピングするステップをさらに含む、請求項６６に記載の方法。
前記組織の前記１つ又は複数の温度を用いて、前記組織の熱輸送特性を決定するステップをさらに含む、請求項６６に記載の方法。
前記熱輸送特性が熱伝導率、熱拡散率、又は熱容量である、請求項７３に記載の方法。
前記熱輸送特性を用いて１つ又は複数の組織パラメータを決定するステップをさらに含む、請求項７３に記載の方法。
前記１つ又は複数の組織パラメータが生理学的組織パラメータ又は組織の物理的特性である、請求項７４に記載の方法。
前記１つ又は複数の組織パラメータが、水和状態、炎症状態、閉塞状態、及びこれらの任意の組合せから成る群から選択される、請求項７４に記載の方法。
前記１つ又は複数の組織パラメータが、大血管の血流方向、大血管の血流速度、微小血管の血流方向、微小血管の血流速度、閉塞の存在、大血管のかん流、微小血管のかん流、炎症による循環変化、及びこれらの任意の組合せから成る群から選択される、請求項７５に記載の方法。
前記組織が、皮膚、心臓組織、脳組織、筋肉組織、神経系組織、血管組織、上皮組織、網膜組織、鼓膜、腫瘍組織、又は消化器構造である、請求項６６に記載の方法。
組織の脈管構造を特徴付けるための方法であって、
デバイスを提供するステップであって、前記デバイスが、
柔軟又は伸長可能な基材と、
前記柔軟又は伸長可能な基材によって支持された、前記組織の熱輸送特性を特徴付けるための１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサと
を備え、
前記柔軟又は伸長可能な基材、前記１つ又は複数の熱アクチュエータ、及び前記複数の熱センサは、前記デバイスが前記組織の表面との共形の接触を確立することができるように、正味曲げ剛性を提供する、
ステップと、
前記デバイスを前記組織の受入面に接触するステップであって、接触が前記組織の前記表面との前記共形の接触をもたらす、ステップと、
各々の熱センサの場所において定常状態温度を連続して測定するステップと、
前記熱アクチュエータ及び前記複数の熱センサの非平衡温度を記録しながら、前記組織を前記１つ又は複数の熱アクチュエータで熱的に作動するステップと、
熱アクチュエータの相対する側において対称的に配置された熱センサの対を特定するステップと
を含む方法。
対称的に配置された熱センサの前記対の非平衡温度の時間に対する正規化された変化を、モデル結果と比較して、血管深さを決定するステップをさらに含む、請求項８０に記載の方法。
前記アクチュエータにおいて前記非平衡温度によって対称的に配置された熱センサの前記対の間の定常状態温度差を正規化して、血流速度を決定するステップをさらに含む、請求項８０に記載の方法。
熱的に作動する前記ステップは、パルスパワーを加えるステップを含む、請求項８０に記載の方法。
前記パルスパワーが３３％デューティーサイクルで０．０５〜０．１Ｈｚの間の周波数を有する、請求項８３に記載の方法。
組織の脈管構造を特徴付けるための方法であって、
デバイスを提供するステップであって、前記デバイスが、
柔軟又は伸長可能な基材と、
前記柔軟又は伸長可能な基材によって支持された、前記組織の熱輸送特性を特徴付けるための１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサと
を備え、
前記柔軟又は伸長可能な基材、前記１つ又は複数の熱アクチュエータ、及び前記複数の熱センサは、前記デバイスが前記組織の表面との共形の接触を確立することができるように、正味曲げ剛性を提供する、
ステップと、
前記デバイスを前記組織の受入面に接触するステップであって、接触が前記組織の前記表面との前記共形の接触をもたらす、ステップと、
電流を各々の熱センサに連続して供給し、電圧を各々の熱センサから測定するステップと、
時間と共に抵抗変化を計算して、各々の熱センサの熱伝導率及び熱拡散率を決定するステップと
を含む方法。
組織の水和レベルを決定するための方法であって、
デバイスを提供するステップであって、前記デバイスが、
柔軟又は伸長可能な基材と、
前記柔軟又は伸長可能な基材によって支持された、前記組織の熱輸送特性を特徴付けるための１つ又は複数の熱アクチュエータ及び複数の熱センサと
を備え、
前記柔軟又は伸長可能な基材、前記１つ又は複数の熱アクチュエータ、及び前記複数の熱センサは、前記デバイスが前記組織の表面との共形の接触を確立することができるように、正味曲げ剛性を提供する、
ステップと、
前記デバイスを前記組織の受入面に接触するステップであって、接触が前記組織の前記表面との前記共形の接触をもたらす、ステップと、
電流を各々の熱センサに連続して供給し、各々の熱センサからの電圧を測定するステップと、
時間と共に抵抗変化を計算して、熱伝導率を決定するステップと、
前記熱伝導率を、前記組織の対応する水和レベルと比較するステップと
を含む、方法。