JP2019504700A - 動脈血流量および動脈管腔の測定値に基づいて血圧を計算するための方法およびデバイス - Google Patents

Abstract

血圧を計算するためのシステムは、センサーシステムと制御システムとを含んでもよい。制御システムは、センサーシステムの1つまたは複数のセンサーを制御して少なくとも2回の測定を行うことが可能であってもよく、少なくとも2回の測定は、対象の肢の2つ以上の異なる測定高度の各々において行われる少なくとも1回の測定を含む。いくつかの例では、制御システムは、少なくとも2回の測定に基づいて血流量差を判定し、少なくとも2回の測定の2つ以上の異なる測定高度に基づいて静水圧差を判定し、血流量、静水圧差、および血流量差の1つまたは複数の値に基づいて血圧を推定することが可能であってもよい。

Description

優先権主張
本出願は、2016年2月12日に出願された、「METHODS AND DEVICES FOR CALCULATING BLOOD PRESSURE BASED ON MEASUREMENTS OF ARTERIAL BLOOD FLOW AND ARTERIAL LUMEN」という名称の米国仮特許出願第62/294876号、および2016年6月17日に出願された、「METHODS AND DEVICES FOR CALCULATING BLOOD PRESSURE BASED ON MEASUREMENTS OF ARTERIAL BLOOD FLOW AND ARTERIAL LUMEN」という名称の米国仮特許出願第15/186228号の優先権を主張する。これらの出願はどちらも、参照によって本明細書に組み込まれている。

本開示は、限定はしないが、装着型医療デバイスなどのパーソナル医療デバイスを含む医療デバイスに関する。

心臓血管特性を測定するためのデバイスでは、測定自体が対象の状態に強く干渉し、それによって誤った結果をもたらすという問題がしばしば生じる。たとえば、血圧測定値を取得するための現行のカフベースの方法は、顕著な生理学的影響を与えることがある。現行のカフベースの方法では、血圧測定値は、血流が完全に遮断される程度に動脈を収縮させ、次いでこの収縮を徐々に解放することによって取得される場合がある。動脈を収縮させると、動脈壁の弾性が緩和されるので、脈圧伝播および脈圧形状が影響を受ける。さらに、拡張期血圧は、経壁圧(動脈の外部と内部との間の圧力差)がゼロに近いときに得られる測定値から導出され、このことは、これらの測定が正常からかけ離れた条件の下で行われることを意味する。

さらに、膨張可能なカフと、臨床環境内で行われる測定とに基づく従来の方法は、患者の血圧の変化を引き起こす強い心理的影響を有することもある。たとえば、臨床環境にいることの心理的影響が患者の血圧の上昇を生じさせる場合がある。この現象は、一般に「白衣症候群」または「白衣高血圧」と呼ばれる。さらなる例として、患者の血圧が通常の日常活動の間は上昇するが臨床環境では上昇しない場合もある。この現象は一般に、「仮面高血圧」と呼ばれる。

本開示のシステム、方法、およびデバイスは各々、いくつかの発明的態様を有し、それらの態様はいずれも、本明細書で開示する望ましい属性を単独で担うものではない。本開示で説明する主題の1つの発明的態様は、血圧を計算する方法において実施することができる。この方法は、1つまたは複数のセンサーによって2回以上の測定を実行するステップを含む。1つまたは複数のセンサーは、1つまたは複数の超音波センサー、1つまたは複数の光学センサー、またはそれらの任意の組合せを含んでもよい。2回以上の測定からの少なくとも2つの測定値が、対象の肢のそれぞれに異なる測定高度に対応してもよい。この方法は、2回以上の測定に基づいて血流量差を(たとえば、プロセッサによって)判定するステップを含んでもよい。この方法は、2回以上の測定の2つ以上の異なる測定高度に基づいて静水圧差を(たとえば、プロセッサによって)判定するステップを含んでもよい。この方法は、血流、静水圧差、および血流量差のうちの1つまたは複数の値に基づいて血圧を(たとえば、プロセッサによって)推定するステップを含んでもよい。

いくつかの例では、2回以上の測定を実行するステップは、1つまたは複数のセンサーによって波の方向を肢内部の動脈の方に定めるステップと、1つまたは複数のセンサーによって1つまたは複数の反射波を受け取るステップとを含んでもよい。1つまたは複数の反射波は、方向を定められた波に少なくとも部分的に基づいてもよい。反射波は、散乱波、鏡面反射波、または散乱波と鏡面反射波の両方を含んでもよい。この方法は、1つまたは複数の反射波に基づく、2つ以上の異なる測定高度の各々において得られた少なくとも2つの測定値を含む2つ以上の測定値を1つまたは複数のセンサーによって取得するステップを含んでもよい。

いくつかの実装形態では、この方法は、1つまたは複数のセンサーによって2つ以上の測定値を送るステップを含んでもよい。たとえば、2つ以上の測定値がプロセッサに送られてもよい。いくつかの実装形態は、プロセッサによって、血圧の表示または推定値を記憶するかまたは送るステップを含んでもよい。

いくつかの実装形態では、1つまたは複数のセンサーは、光学センサーシステムの1つまたは複数の光学センサーを含んでもよい。波の方向を肢に定めるプロセスは、光学センサーシステムによって、光波の方向を動脈の方に定め、少なくとも動脈の内部を照明する干渉パターンを有する測定体積を形成するステップを含んでもよい。光は、赤外光、可視光、または赤外光と可視光の両方を含んでもよい。測定体積の断面直径は、動脈の直径よりも大きくてもよい。測定体積の干渉パターンは、血球の直径よりも大きい縞間隔を有する場合がある。いくつかのそのような例では、1つまたは複数の反射波は後方散乱光波を含んでもよい。

しかし、いくつかの実装形態では、センサーシステムは、超音波センサーシステムを含んでもよい。1つまたは複数のセンサーによって2回以上の測定を実行するステップは、超音波の方向を肢内部の動脈の方に定めるステップを含んでもよい。

いくつかの例によれば、2回以上の測定に基づいて血流量差を判定するステップは、測定高度ごとに動脈管腔の値を(たとえば、プロセッサによって)判定し、ドップラーシフトまたはドップラーシフト関連信号に少なくとも部分的に基づいて各測定高度に関連する血流速度の値を判定するステップを含んでもよい。いくつかのそのような例は、判定された血流速度の値および判定された動脈管腔の値に基づいて第1の測定高度に関連する第1の血流量および第2の測定高度に関連する第2の血流量を(たとえば、プロセッサによって)判定するステップを含んでもよい。判定された動脈管腔の値は、たとえば、動脈断面または動脈体積の値を含んでもよい。

本開示で説明する主題の他の発明的態様は、センサーシステムと、センサーシステムと通信するように構成された制御システムとを含む装置において実装することができる。いくつかの例では、モバイルデバイスは、この装置であってもよく、またはこの装置を含んでもよい。いくつかの例では、モバイルデバイスは、この装置の一部を含んでもよい。いくつかの実施形態では、センサーシステムは1つまたは複数の光学センサーを含んでもよい。代替または追加として、センサーシステムは、1つまたは複数の超音波センサーを含んでもよい。制御システムは、1つまたは複数の汎用シングルチップまたはマルチチッププロセッサ、デジタル信号プロセッサ(DSP)、特定用途向け集積回路(ASIC)、フィールドプログラマブルゲートアレイ(FPGA)または他のプログラマブル論理デバイス、ディスクリートゲートまたはトランジスタ論理、ディスクリートハードウェア構成要素、あるいはそれらの組合せを含んでもよい。

制御システムは、センサーシステムの1つまたは複数のセンサーを制御して2回以上の測定を行うことが可能であってもよい。いくつかの例では、2回以上の測定からの少なくとも2つの測定値が、対象の肢のそれぞれに異なる測定高度に対応する。いくつかの実装形態によれば、制御システムは、2回以上の測定に基づいて血流量差を判定し、2回以上の測定の2つ以上の異なる測定高度に基づいて静水圧差を判定し、血流量、静水圧差、および血流量差の1つまたは複数の値に基づいて血圧を推定することが可能であってもよい。

いくつかの例では、2回以上の測定を実行するステップは、1つまたは複数のセンサーによって波の方向を肢の動脈の方に定めるステップと、1つまたは複数のセンサーによって1つまたは複数の反射波を受け取るステップとを含んでもよい。1つまたは複数の反射波は、方向を定められた波に少なくとも部分的に基づいてもよい。反射波は、散乱波、鏡面反射波、または散乱波と鏡面反射波の両方を含んでもよい。制御システムは、1つまたは複数の反射波に基づく、2つ以上の異なる測定高度の各々において得られた少なくとも2つの測定値を含む2つ以上の測定値を1つまたは複数のセンサーを介して取得することが可能であってもよい。

いくつかの実装形態では、制御システムは、1つまたは複数のセンサーによって2つ以上の測定値を送ることが可能であってもよい。いくつかの実装形態では、制御システムは、血圧の表示または推定値を記憶するかまたは送ることが可能であってもよい。

いくつかの実装形態では、1つまたは複数のセンサーは、光学センサーシステムの1つまたは複数の光学センサーを含んでもよい。波の方向を肢に定めるプロセスは、光学センサーシステムによって、光波の方向を動脈の方に定め、少なくとも動脈の内部を照明する干渉パターンを有する測定体積を形成するステップを含んでもよい。光は、赤外光、可視光、または赤外光と可視光の両方を含んでもよい。測定体積の断面直径は、動脈の直径よりも大きくてもよい。測定体積の干渉パターンは、血球の直径よりも大きい縞間隔を有する場合がある。いくつかのそのような例では、1つまたは複数の反射波は後方散乱光波を含んでもよい。

しかし、いくつかの実装形態では、センサーシステムは、超音波センサーシステムを含んでもよい。1つまたは複数のセンサーによって2回以上の測定を実行することは、超音波の方向を肢の動脈の方に定めることを含んでもよい。

いくつかの例によれば、2回以上の測定に基づいて血流量差を判定することは、測定高度ごとに動脈管腔の値を判定し、ドップラーシフトまたはドップラーシフト関連信号に少なくとも部分的に基づいて各測定高度に関連する血流速度の値を判定することを含んでもよい。いくつかのそのような例では、制御システムは、判定された血流速度の値および判定された動脈管腔の値に基づいて第1の測定高度に関連する第1の血流量および第2の測定高度に関連する第2の血流量を判定することが可能であってもよい。判定された動脈管腔の値は、たとえば、動脈断面または動脈体積の値を含んでもよい。

本明細書で説明する方法の一部または全部は、非一時的媒体上に記憶された命令(たとえば、ソフトウェア)に従って、1つまたは複数のデバイスによって実行されてもよい。そのような非一時的媒体は、限定はしないが、ランダムアクセスメモリ(RAM)デバイス、読取り専用メモリ(ROM)デバイスなどを含む、本明細書で説明するようなメモリデバイスを含んでもよい。したがって、本開示で説明する主題のいくつかの発明的態様は、ソフトウェアを記憶した非一時的媒体に実装することができる。

たとえば、ソフトウェアは、血圧を計算するための命令を含んでもよい。このソフトウェアは、1つまたは複数のセンサーによって2回以上の測定を実行するための命令を含んでもよい。1つまたは複数のセンサーは、1つまたは複数の超音波センサー、1つまたは複数の光学センサー、またはそれらの任意の組合せを含んでもよい。2回以上の測定からの少なくとも2つの測定値が、対象の肢のそれぞれに異なる測定高度に対応してもよい。このソフトウェアは、2回以上の測定に基づいて血流量差を判定するステップを含んでもよい。このソフトウェアは、2回以上の測定の2つ以上の異なる測定高度に基づいて静水圧差を判定するための命令を含んでもよい。このソフトウェアは、血流量、静水圧差、および血流量差のうちの1つまたは複数の値に基づいて血圧を推定するための命令を含んでもよい。

いくつかの例では、2回以上の測定を実行するステップは、1つまたは複数のセンサーによって波の方向を肢内部の動脈の方に定めるステップと、1つまたは複数のセンサーによって1つまたは複数の反射波を受け取るステップとを含んでもよい。1つまたは複数の反射波は、方向を定められた波に少なくとも部分的に基づいてもよい。反射波は、散乱波、鏡面反射波、または散乱波と鏡面反射波の両方を含んでもよい。このソフトウェアは、1つまたは複数の反射波に基づく、2つ以上の異なる測定高度の各々において得られた少なくとも2つの測定値を含む2つ以上の測定値を1つまたは複数のセンサーによって取得するステップを含んでもよい。

いくつかの実装形態では、このソフトウェアは、1つまたは複数のセンサーによって2つ以上の測定値を送るための命令を含んでもよい。たとえば、2つ以上の測定値がプロセッサに送られてもよい。いくつかの実装形態では、このソフトウェアは、血圧の表示または推定値を記憶するかまたは送ることを含んでもよい。

いくつかの実装形態では、1つまたは複数のセンサーは、光学センサーシステムの1つまたは複数の光学センサーを含んでもよい。波の方向を肢に定めるプロセスは、光学センサーシステムによって、光波の方向を動脈の方に定め、少なくとも動脈の内部を照明する干渉パターンを有する測定体積を形成するステップを含んでもよい。光は、赤外光、可視光、または赤外光と可視光の両方を含んでもよい。測定体積の断面直径は、動脈の直径よりも大きくてもよい。測定体積の干渉パターンは、血球の直径よりも大きい縞間隔を有する場合がある。いくつかのそのような例では、1つまたは複数の反射波は後方散乱光波を含んでもよい。

しかし、いくつかの実装形態では、センサーシステムは、超音波センサーシステムを含んでもよい。1つまたは複数のセンサーによって2回以上の測定を実行するステップは、超音波の方向を肢内部の動脈の方に定めるステップを含んでもよい。

いくつかの例によれば、2回以上の測定に基づいて血流量差を判定することは、測定高度ごとに動脈管腔の値を判定し、ドップラーシフトまたはドップラーシフト関連信号に少なくとも部分的に基づいて各測定高度に関連する血流速度の値を判定することを含んでもよい。いくつかのそのような例では、ソフトウェアは、判定された血流速度の値および判定された動脈管腔の値に基づいて第1の測定高度に関連する第1の血流量および第2の測定高度に関連する第2の血流量を判定するための命令を含んでもよい。判定された動脈管腔の値は、たとえば、動脈断面または動脈体積の値を含んでもよい。

本開示で説明する主題の他の発明的態様は、超音波心臓血管測定デバイスなどの装置に実装することができる。この装置は、超音波センサーシステムと、超音波センサーシステムと通信するように構成された制御システムとを含んでもよい。いくつかの例では、モバイルデバイスは、この装置であってもよく、またはこの装置を含んでもよい。いくつかの例では、モバイルデバイスは、この装置の一部を含んでもよい。いくつかの例によれば、この装置は装着可能に構成されてもよい。いくつかの実装形態では、この装置は、固定具と一体化され、対象がその固定具を使用したときに対象に接触するように構成されてもよい。

いくつかの実施形態では、超音波センサーシステムは、超音波平面波を生成するように構成された超音波送信機層を含んでもよい。超音波センサーシステムは、1つまたは複数のレンズを備える集束層を含んでもよい。1つまたは複数のレンズは、円柱レンズ、
球状レンズ、凹レンズ、凸レンズ、ゾーンレンズ、および/またはゾーンプレートを含んでもよい。レンズのうちの1つまたは複数は、超音波平面波を動脈長手方向軸を横切る超音波ビームとして集束させるように構成されてもよい。超音波センサーシステムは、検出された超音波反射に対応する出力信号を生成するように構成された1つまたは複数の受信機要素を備える超音波受信機層を含んでもよい。いくつかの例では、受信機要素のうちの1つまたは複数は、集束層における1つまたは複数のレンズを介して方向を変更された超音波反射を検出するように超音波受信機層内に配置されてもよい。いくつかの例では、受信機要素のうちの2つ以上は受信機要素アレイとして構成されてもよい。

制御システムは、1つまたは複数の汎用シングルチップまたはマルチチッププロセッサ、デジタル信号プロセッサ(DSP)、特定用途向け集積回路(ASIC)、フィールドプログラマブルゲートアレイ(FPGA)または他のプログラマブル論理デバイス、ディスクリートゲートまたはトランジスタ論理、ディスクリートハードウェア構成要素、あるいはそれらの組合せを含んでもよい。制御システムは、1つまたは複数の心臓血管特性に対応する値を計算するように出力信号を処理することが可能であってもよい。1つまたは複数の心臓血管特性は、たとえば血圧を含んでもよい。いくつかの例では、制御システムは、超音波受信機層からの出力信号に少なくとも部分的に基づいて血管の断面積を計算することが可能であってもよい。いくつかの例では、制御システムは、超音波受信機層から複数回受け取られた出力信号に少なくとも部分的に基づいて血管の断面積の複数回の計算を実行することが可能であってもよい。いくつかのそのような例では、制御システムは、鼓動の発生例を判定することが可能であってもよく、この複数の回数は、鼓動の発生例間の時間間隔に対応する。

いくつかの例によれば、制御システムは、受信機要素のサブセットの出力信号を選択的にサンプリングすることが可能であってもよい。いくつかの例によれば、制御システムは、受信機要素アレイの受信機要素のサブセットの出力信号を選択的にサンプリングすることが可能であってもよい。

いくつかの実施形態によれば、集束層は、1つまたは複数のレンズが埋め込まれた音響整合材料を含んでもよい。代替または追加として、集束層は、少なくとも第1のレンズと第2のレンズとを含んでもよい。第1のレンズは、超音波平面波を第1の焦点深度に集束させるように構成されてもよく、第2のレンズは、超音波平面波を第2の焦点深度に集束させるように構成されてもよい。代替または追加として、集束層は、動脈長手方向軸に沿って離間された少なくとも2つのレンズを含んでもよい。いくつかのそのような例によれば、制御システムは、動脈長手方向軸に沿って伝播する動脈圧脈波の脈波伝播時間または脈波伝播速度を計算することが可能であってもよい。

いくつかの例では、集束層は、超音波センサーシステムの外面に対してある角度に向けられた少なくとも1つのレンズをさらに含んでもよい。いくつかのそのような例によれば、制御システムは、超音波受信機層からの出力信号によって示されるドップラーシフトまたはドップラーシフト関連信号に少なくとも部分的に基づいて血流量を計算することが可能であってもよい。

いくつかの実装形態によれば、超音波送信機層は、第1のフッ化ポリビニリデン(PVDF)トランスデューサ層を含んでもよく、超音波受信機層は、第2のPVDFトランスデューサ層と薄膜トランジスタ(TFT)層とを含んでもよい。いくつかのそのような実装形態では、1つまたは複数の超音波受信機アレイの各々が、第2のPVDFトランスデューサ層に結合された複数の受信機要素を含んでもよい。

いくつかの例では、超音波センサーシステムは、モバイルコンピューティングデバイスのボタンまたはディスプレイ内に組み込まれてもよい。いくつかのそのような例では、制御システムは、モバイルコンピューティングデバイスの制御システムの一部であってもよい。

本明細書に組み込まれ、本明細書の一部を構成する添付の図面は、特許請求の範囲の例示的な実施形態を示し、上で与えられた一般的な説明および下記の発明を実施するための形態とともに、特許請求の範囲の特徴を説明するのに役立つ。

あるパルスの全位相および次の拍動の立上りの間の動脈に関する血圧と時間との間の関係を示すグラフである。 圧脈波と流量パルスの両方のグラフを示す図である。 血圧を推定するための方法の一例を概説する流れ図である。 本開示のいくつかの態様が実装される場合がある装置の構成要素の例を示すブロック図である。 いくつかの実施形態による非干渉光学血圧計算デバイスを示す図である。 いくつかの実施形態による非干渉光学血圧計算デバイスを示す図である。 いくつかの実施形態による動脈を照明する干渉パターンを有する測定体積の断面を示す図である。 組織に対応する静的信号および血液に対応する動的信号を示す光検出器信号の大きさと周波数との間の関係のプロットである。 いくつかの実施形態による、対象の肢上に装着された血圧を推定するための非干渉血圧計算デバイスを示す図である。 いくつかの実施形態による、血圧を判定するために使用される場合がある、2つの異なる測定高度における図3Aの非干渉血圧計算デバイスを示す図である。 第1の実施形態による、血圧を計算するための方法の一例を概説する流れ図である。 流量と圧力との間の関係の評価を容易にする単純なモデルを示す図である。 第2の実施形態による、流量および管腔の測定値に基づいて血圧を計算するための方法の一例を概説する流れ図である。 動脈圧と動脈断面積との間の関係を示すグラフである。 様々な実施形態による装着型超音波センサーを含む装着型超音波測定デバイスの例示的な構成要素を示す図である。 超音波センサーシステムの分解図の一例を示す図である。 いくつかの実施形態による超音波血圧計算デバイスとして使用されるように構成されたモバイルコンピューティングデバイスのブロック図である。 図7Aのモバイルコンピューティングデバイスの一部の断面図である。 集束層のいくつかの実装形態において使用される場合がある凹レンズおよび凸レンズの例を示す図である。 集束層のいくつかの実装形態において使用される場合がある凹レンズおよび凸レンズの例を示す図である。 集束層に含めるのに適したレンズの一例を示す図である。 集束層のいくつかの実施形態に含められる場合があるゾーンレンズの一例を示す図である。 集束層に含めるのに適したゾーンプレートの一例を示す図である。 集束層において使用するのに適したレンズの別の例を示す図である。 いくつかの実施形態による集束層を有する超音波センサーシステムを示す図である。 いくつかの実施形態による集束層を有する超音波センサーシステムを示す図である。 超音波反射に対応する信号に従って動脈壁を検出する例を示す図である。 出力サンプリング方式を容易にするための少なくとも1つの円柱レンズを有する装着型超音波センサーシステムの一例を示す図である。 さらなる実施形態による集束層を有する装着型超音波センサーシステムの一例を示す図である。 拍動の間の動脈の流量と断面積との間の関係を示すグラフである。 いくつかの実施形態によるいくつかの異なるレンズを含む集束層を有する装着型超音波センサーシステムを示す図である。 様々な実施形態による超音波センサーを使用して血圧を判定するための方法1800を示すプロセスフロー図である。

添付の図面を参照して、様々な実施形態について詳細に説明する。可能な場合はいつでも、同一または同様の部分を指すために、図面全体にわたって同じ参照番号が使用される。特定の例および実施態様に対してなされる参照は、説明が目的であり、特許請求の範囲を限定することを意図していない。

以下の説明は、本開示の発明的態様について説明する目的で特定の実装形態を対象としている。しかしながら、本明細書における教示は、多くの異なる方法で適用することができることは当業者には容易に認識されよう。説明する実装形態は、センサーシステムを含む任意のデバイス、装置またはシステム内に実装されてもよい。さらに、説明する実装形態は、限定はしないが、たとえば、モバイル電話、マルチメディアインターネット対応セルラー電話、モバイルテレビ受信機、ワイヤレスデバイス、スマートフォン、スマートカードや、ブレスレット、アームバンド、リストバンド、リング、ヘッドバンド、パッチなどの装着型デバイス、Bluetooth(登録商標)デバイス、携帯情報端末(PDA)、ワイヤレス電子メール受信機、ハンドヘルドまたは可搬型のコンピュータ、ネットブック、ノートブック、スマートブック、タブレット、全地球測位システム(GPS)受信機/ナビゲータ、カメラ、デジタルメディアプレイヤ(MP3プレイヤなど)、カムコーダ、ゲームコンソール、腕時計、電子読書デバイス(たとえば、電子リーダー)、モバイルヘルスデバイス、および様々なEMSデバイスに含まれるか、または関連付けられ得ることが企図される。したがって、これらの教示は、単に図に示されている実装形態に限定されることは意図されておらず、代わりに、当業者には容易に明らかであるように、広い適用可能性を有している。

心臓血管特性を測定するための前述の方法およびデバイスに関する上述の問題に加えて、血圧がしばしば時間とともにかなり変動することを認めている医療専門家もいる。したがって、血圧における日内変動または他の時間的な変動を確認することは、高血圧を含む様々な心臓血管障害の適切な診断のために非常に重要である場合がある。携帯型血圧測定を実行することは、より長い期間にわたる測定を容易にし臨床環境において特徴的な心理的作用を回避することによって診断を向上させるうえで有利である場合がある。

本明細書で開示するいくつかの実装形態は、血圧を計算する改良された方法を含む。いくつかの実装形態では、この方法は、1つまたは複数のセンサーによって2回以上の測定を実行するステップを含んでもよい。2回以上の測定は、対象の肢の2つ以上の異なる測定高度の各々において行われる少なくとも2回の測定を含んでもよい。いくつかの例では、2回以上の測定は、血流量の測定と動脈断面の測定とを含んでもよい。この方法は、(たとえば、プロセッサによって)2回以上の測定に基づいて血流量差を判定することと、2回以上の測定の2つ以上の異なる測定高度に基づいて静水圧差を判定することと、血流量、静水圧差、および血流量差の1つまたは複数の値に基づいて血圧を推定することとを含んでもよい。

本開示において説明する主題の特定の実装形態は、以下の潜在的な利点のうちの1つまたは複数を実現するために実装することができる。いくつかの例では、血圧を計算する方法は、動脈系を通る血液の正常な流れに干渉しないか、または少なくとも測定中の動脈を摂動させないデバイスを介して実現されてもよい。そのような方法およびデバイスは、血圧の日内変動または他の時間的な変動を特定することが可能であってもよい。そのような方法およびデバイスは、比較的長い期間にわたる血圧の計算を容易にし臨床環境において特徴的な心理的作用を回避することが可能であってもよい。したがって、そのような方法およびデバイスによって行われる血圧の推定は、高血圧を含む様々な心臓血管障害の改善された診断を容易にする場合がある。

本明細書で使用する「脈圧」という用語は、心臓の鼓動によって生じる収縮期血圧と拡張期血圧との差を指す。この値は、一般に、対象の身体の末梢領域における静水圧の局所的な変化によって影響を及ぼされない。

本明細書で使用する「経壁圧」という用語は、特定の動脈の特定の位置における、動脈の内側の圧力と動脈のすぐ外側の圧力との間の圧力差を指す。経壁圧は、特定の位置の高さに起因する静水圧に依存する。たとえば、測定デバイスが被験者の手首に取り付けられている場合、手首を上下に動かすことは、測定位置において測定される経壁圧の著しい変化を引き起こし、その一方で、脈圧は、ゆっくりした手首の上下の動きによって比較的影響を及ぼされない。加えて、外部的に加えられた逆圧(たとえば、膨張式カフからのまたは他の外部デバイスからの内向きの圧力)がなければ、経壁圧は、絶対動脈圧にほぼ等しいと推量されてもよい。

「絶対動脈圧」という用語は、特定の位置および特定の時間における動脈の実際の圧力を定義するために本明細書で使用される。たいていの場合、著しい外圧が動脈に加えられない(すなわち、大気圧だけが加えられる)場合、絶対動脈圧は同じ位置における経壁圧に極めて近い。「絶対動脈圧」および「経壁圧」という用語は、本明細書では互換的に使用される。

「血圧」という用語は、対象の動脈系の中の圧力を指すための一般的な用語として本明細書で使用される。本明細書のために、経壁圧、脈圧、および絶対動脈圧は、すべて「血圧」と呼ばれる。たとえば、特定の位置における経壁圧を測定するデバイス、および脈圧を測定するデバイスは、血圧を測定するために使用されてもよい。

本明細書で使用する「非干渉」という表現は、動脈系を通る正常な血流に干渉しないか、または少なくとも測定されている動脈に摂動を加えないデバイスを指す。

「光学血圧計算デバイス」という用語は、本明細書では、対象によって装着できるデバイスあるいは対象上または対象の近くに配置することができるモバイルデバイスなど、血圧の測定を行うために対象の皮膚に光学的に接触するように配置されるように構成された物理的装置を指す。これに対して、「光学センサー」という用語は一般に、は光刺激に応答し、得られた出力を(測定または制御装置の操作などのために)送る、指、手首、または他の身体部位上に装着可能であるかまたは配置することができるセンサーあるいは固定具上のセンサーなど、対象の皮膚に光学的に接触して配置されるように構成されたデバイスを指す。「光学的接触」という用語は、本明細書では、光学血圧計算デバイスから放出された光が対象の皮膚に進入して皮膚の下方の組織と相互作用することができ、後方散乱光が対象の皮膚から光学血圧計算デバイスに進入することができることを意味するために使用される。したがって、光学血圧計算デバイスを「光学的に接触させる」場合、必ずしも光学血圧計算デバイスを対象の皮膚に物理的に接触させる必要はない。たとえば、光学計算デバイスと対象の皮膚との間に透明な構造(たとえば、ガラスカバー)、中間物質(たとえば、透明なゲル)、または空隙が配置されてもよい。

「超音波測定デバイス」という用語は、本明細書では、バイオメトリックの測定を行うために対象の皮膚に接触して配置されるように構成された1つまたは複数の超音波センサーを含むセンサーデバイスを指す。「装着型超音波測定デバイス」は、対象によって装着することができる構造、または超音波センサーを対象に接触させて配置するように構成された備え付け品(たとえば、家具、運動機器、自動車用備え付け品など)上の構造であってもよい。これに対して、「装着型超音波センサー」という用語は一般に、指、手首、または他の肢に装着可能であり、超音波刺激に応答し、得られた出力を(測定または制御装置の操作などのために)送るセンサーなど、対象の皮膚に光学的に接触して配置されるように構成されたデバイスを指す。この接触では、十分な音響結合を確保するための中間整合層が必要になる場合がある。

「肢」という用語は、本明細書では、指、手首、前腕、足首、脚、または血圧の測定を行うのに適した他の身体部位を指す。

「管腔」という用語は、本明細書では、管状構造の内部空間を意味するために使用されることがある。たとえば、「管腔」という用語は、本明細書では、血液が流れる動脈または静脈の内部の空間を指すことがある。血圧の変動に関しては長さ変動よりも直径変動が支配的であるので、管腔と動脈断面積は概して比例する。

図1Aは、ある拍動の全位相および次の拍動の立上りの間の動脈に関する血圧と時間との関係を示すグラフである。具体的には、図1Aは、拍動周期(すなわち、心臓の1収縮周期)の間の時間(すなわち、横軸、秒/100で測定される)に発生する、圧力(すなわち、縦軸、mmHg単位で測定される)の特徴的な変化を示す血圧10を示す。拍動の全位相にわたる血流量と時間との間の関係は、圧脈波と同じ一般的特徴を示すが、図1Bに示すように特定の形状がわずかに異なる。

圧脈波は、左心室の各収縮後に発生し、2つの部分を有するものと考えられる。圧脈波の第1の部分S₁は、収縮期と呼ばれ、心臓からの駆出の結果としての圧力の即時上昇およびピーキングを反映する。圧脈波の第2の部分D₁は、拡張期と呼ばれ、収縮期の後の圧力の降下を反映する。拡張期は、一般的に指数関数的に減衰する圧力によって特徴付けられる。指数関数的減衰は、通常、拡張期血圧力よりもかなり低い圧力に漸近的に接近するが、次の拍動の収縮期S₂を開始する後続の拍動の発生時に、漸近的な接近が生じる前に方向を変更される。指数関数的減衰は、高い流体流抵抗を有する毛細血管網を介して静脈に接続されている動脈系と、動脈よりもはるかに高い弾性を有する静脈とによって生じる場合がある。静脈系は、本質的に、動脈系の静電容量よりもはるかに大きい静電容量を有するキャパシタのように機能する。

様々な実施形態は、動脈管腔および血流量の測定に基づく非干渉血圧計算デバイスおよび血圧を計算する方法を含む。この方法は、対象の肢の2つ以上の高度において行われた測定に基づいて血圧を推定するステップを含んでもよい。非干渉血圧計算デバイスは、1つまたは複数のセンサーを含んでもよい。いくつかの実施形態では、1つまたは複数のセンサーは1つまたは複数の光学センサーを含んでもよい。代替または追加として、いくつかの実装形態は、1つまたは複数の超音波センサーを含んでもよい。

図1Cは、血圧を推定するための方法の一例を概説する流れ図である。方法100の各ブロックは、本明細書で説明する他の方法のように、示す順序で必ずしも実行されるわけではない。さらに、そのような方法は、示されるブロックおよび/もしくは説明するブロックよりも多いかまたは少ないブロックを含む場合がある。方法100のいくつかのブロックは、単一のプロセッサによって実行されるように説明されるが、代替実装形態では、これらの動作を実行する際に2つ以上のプロセッサが必要になる場合がある。たとえば、これらの動作を実行する際に制御システムの2つ以上のプロセッサが必要になる場合がある。

一例では、この方法は、図1Dに示す装置180によって実施されてもよい。方法100の各ブロックは、たとえば、図1Dに示す制御システム190などの制御システムによって(少なくとも部分的に)実行されてもよい。しかし、方法100はまた、図2Aに示されかつ以下で説明する非干渉光学血圧計算デバイス200などの他のデバイスまたはシステムによって実行されてもよい。いくつかの実装形態によれば、方法100は、図6Aに示されかつ以下で説明する装着型超音波測定デバイスによって実行されてもよい。いくつかの例では、方法100は、図7Aに示されかつ以下で説明するモバイル計算デバイスなどの別のデバイスによって少なくとも部分的に実施されてもよい。いくつかの例によれば、方法100は、1つまたは複数の非一時的媒体上に記憶されたソフトウェアに少なくとも部分的に従って実施されてもよい。

図1Cに示す例では、ブロック105は、1つまたは複数のセンサーによって2回以上の測定を実行することを含んでもよい。この例では、2回以上の測定からの少なくとも2つの測定値は、対象の肢のそれぞれに異なる測定高度に対応する。いくつかの例では、2回以上の測定は、血流量の測定と動脈断面の測定とを含んでもよい。たとえば、ブロック105は、1つまたは複数のセンサーによって2回以上の測定を実行することと、2つ以上の測定値を、これらの測定値を取得したデバイスの制御システムに送ることとを含んでもよい。したがって、ブロック105は、制御システムによって2つ以上の測定値を受け取ることを含んでもよい。代替または追加として、ブロック105は、2回以上の測定を実行することと、2つ以上の測定値を別のデバイスに送ることとを含んでもよい。これらの測定の様々な例について、以下で説明する。図3Aおよび図3Bは、対象の肢の2つの異なる高度において測定値を取得する例を示す。図3Aおよび図3Bの説明は主として、1つまたは複数の光学センサーを使用してそのような測定値を取得することに関するが、他の実装形態は、1つまたは複数の超音波センサーを使用してそのような測定値を取得することに関する。いくつかの超音波ベースの例を以下に提示する。したがって、1つまたは複数のセンサーは、1つまたは複数の超音波センサー、1つまたは複数の光学センサー、またはそれらの任意の組合せを含んでもよい。

いくつかの例では、そのような測定値を取得することは、1つまたは複数のセンサーによって波の方向を肢内部の動脈の方に定めることを含んでもよい。超音波センサーシステムを含む実装形態では、波の方向を肢内部に定めることは超音波の方向を動脈の方に定めることを含んでもよい。このプロセスは、1つまたは複数のセンサーによって、方向を定められた波に少なくとも部分的に基づく1つまたは複数の反射波を受け取ることを含んでもよい。反射波は、散乱波、鏡面反射波、または散乱波と鏡面反射波の両方を含んでもよい。この方法は、1つまたは複数の反射波に基づく、2つ以上の異なる測定高度の各々において得られた少なくとも2つの測定値を含む2つ以上の測定値を1つまたは複数のセンサーによって取得するステップを含んでもよい。この方法は、1つまたは複数のセンサーによって2つ以上の測定値を制御システムに(たとえば、ブロック110において参照されるプロセッサに)送るステップを含んでもよい。いくつかの実装形態では、この方法は、1つまたは複数のセンサーによって2つ以上の測定値を第2のデバイスに送るステップを含んでもよい。いくつかのそのような実装形態によれば、第2のデバイスは、ブロック110において参照されるプロセッサを含んでもよい。いくつかの方法は、肢の各高度において複数回の測定を行うステップを含んでもよい。いくつかのそのような方法は、2つ以上の拍動の間に肢の各高度において測定を行うステップを含んでもよい。

いくつかのそのような例では、1つまたは複数のセンサーは、光学センサーシステムの1つまたは複数の光学センサーを含んでもよい。いくつかの例では、波の方向を肢内部に定めることは、光学センサーシステムによって光波の方向を動脈の方に定めることを含んでもよい。光は、赤外光、可視光、または赤外光と可視光の両方を含んでもよい。いくつかの実装形態は、光波の方向を動脈の方に定め、動脈を照明する干渉パターンを有する測定体積を形成することを含んでもよい。いくつかの実装形態では、血液が流れることができる少なくとも動脈の内部を照明することを含む。動脈の1つまたは複数の外側部分も照明されてもよい。いくつかの実装形態によれば、測定体積の断面直径は、動脈の直径よりも大きくてもよい。いくつかの例によれば、測定体積の干渉パターンは、血球の一般的な直径よりも大きい縞間隔を有する場合がある。いくつかの例では、反射波は後方散乱光波などの後方散乱放射を含んでもよい。後方散乱光に基づいて測定を行うと、場合によっては有利である。後方散乱光のパワーは、前方散乱光よりも血球の向きおよびサイズに対する依存度が低い。さらに、後方散乱光は、一般に前方散乱光の方が後方散乱光よりも強いことにもかかわらず、より容易に利用可能である場合がある。

この実装形態では、ブロック110は、プロセッサによって、少なくとも2つの測定値に基づいて血流量差を判定することを含む。いくつかの例では、ブロック110は、プロセッサによって、少なくとも2つの測定高度の各々について動脈管腔の値を判定することを含んでもよい。少なくとも2つの測定高度に関連する動脈管腔の判定された値は、動脈断面の値または動脈体積の値を含んでもよい。いくつかの超音波ベース実装形態では、ブロック110は、動脈壁から検出された反射に従って動脈管腔の値を判定することを含んでもよい。いくつかの光学ベース実装形態では、ブロック110は、少なくとも2つの測定値の周波数シフトされた部分の積分に基づいて動脈管腔の値を判定することを含んでもよい。いくつかの光学ベース実装形態では、ブロック110は、光コヒーレンス断層撮影に基づいて動脈管腔の値を判定することを含んでもよい。

いくつかの実装形態では、ブロック110は、プロセッサによって、少なくとも2つの異なる測定高度の各々に関連する血流速度の値を判定することを含んでもよい。血流速度の値は、少なくとも2つの測定高度の周波数シフトされた部分に対応する周波数シフトに基づいてもよい。いくつかの例では、血流速度の値は、少なくとも2つの測定高度の各々において判定されたドップラーシフトまたはドップラーシフト関連信号に基づいてもよい。超音波実装形態の文脈における「ドップラーシフト関連信号」の一例は、動脈の位置に関係する受け取られた無線周波数信号上の時間シフト推定器の出力であってもよい。たとえば、いくつかの超音波実装形態は、超音波パルスを送ることと、超音波パルスが反射される組織深度を計算することとを含んでもよい。いくつかのそのような例では、動脈の深度はこのように判定されてもよい。この深度における超音波信号は、ドップラーシフトという用語の通常の意味に従って忠実にドップラーシフトされる。しかし、組織の多数の層を通る伝播による減衰、分散、散乱、非線形性によって生じる周波数シフトは、移動する血液によって生じるドップラーシフトよりも大きくなる場合がある。したがって、そのようなドップラーシフト測定値は、超音波文脈における血流量を測定するのに十分な精度を有さない場合がある。しかし、超音波信号ではまた、血流によって生じる時間とともに変化する反射パターンに起因して位相シフトまたは時間シフトが生じることがある。この時間シフトは、速度に比例し、かつドップラー公式と同じ形態を有するように示すことができる。したがって、これは、本明細書では「ドップラーシフト関連信号」と呼ぶものの一例である。いくつかのそのように実装形態では、ブロック110は、第1の測定高度に関連する第1の血流量および第2の測定高度に関連する第2の血流量をプロセッサによって判定することを含んでもよい。第1および第2の血流量は、血流速度の判定された値および動脈管腔の判定された値に基づいてもよい。

図1Cに示す例では、ブロック115は、少なくとも2つの測定値の2つ以上の異なる測定高度に基づいて、プロセッサによって静水圧差を判定することを含んでもよい。各高度は、たとえば、図2Aに示されかつ以下で説明する高度センサー220などの高度センサーの測定に基づいてもよい。図4Aのブロック425に対応する以下の説明は、2つ以上の異なる測定高度に基づいて静水圧差を判定する例を提示する。

この例によれば、ブロック120は、プロセッサによって血圧を推定することを含む。この実装形態では、ブロック120は、血流量、静水圧差、および/または血流量差のうちの1つまたは複数の値に基づいて血圧を推定することを含む。図4Aのブロック430および435に対応する以下の説明は、血圧を判定する例を提示する。図5Aのブロック525に対応する以下の説明は、図5Aのブロック410〜520を参照して以下において説明する測定および計算に基づいて血圧を判定する別の例を提示する。

この例では、任意のブロック125は、血圧の表示または推定値を記憶すること、血圧の表示または推定値を送ること、あるいは血圧の表示または推定値を記憶しかつ送ることを含んでもよい。たとえば、任意のブロック125は、図1Dに示す装置180の制御システム190のメモリまたは制御システム190と通信するメモリ、図2Aに示す非干渉光学血圧計算デバイス200のメモリ、あるいは図6Aに示す装着型超音波測定デバイスのメモリに、血圧の表示または推定値に対応する1つまたは複数の値を記憶することを含んでもよい。代替または追加として、任意のブロック125は、図1Dに示す装置180のインターフェースシステム195を介すか、または図2Aに示す非干渉光学血圧計算デバイス200の無線周波数(RF)プロセッサ150およびアンテナ152を介すか、あるいは図6Aに示す装着型超音波測定デバイスの無線周波数(RF)プロセッサ630およびアンテナ632を介して、血圧の表示または推定値に対応する1つまたは複数の値を送ることを含んでもよい。

図1Dは、本開示のいくつかの態様が実装される場合がある装置の構成要素の例を示すブロック図である。本明細書に開示された他の実装形態と同様に、図1Dに示す要素の数および要素のタイプは、単に一例として示されているにすぎない。他の実装形態は、より多い要素、より少ない要素、または異なる要素を有していてもよい。図1Dに示す実装形態において、装置180は、センサーシステム185と制御システム190とを含む。いくつかの実装形態では、センサーシステム185は1つまたは複数の光学センサーを含んでもよい。代替または追加として、いくつかの例では、センサーシステム185は、1つまたは複数の超音波センサーを含んでもよい。本明細書では、光学センサーおよび超音波センサーの様々な例を開示する。

制御システム190は、汎用シングルもしくはマルチチッププロセッサ、デジタル信号プロセッサ(DSP)、特定用途向け集積回路(ASIC)、フィールドプログラム可能ゲートアレイ(FPGA)もしくは他のプログラム可能論理デバイス、個別ゲートもしくはトランジスタ論理、または個別ハードウェア構成要素のうちの少なくとも1つを含んでもよい。制御システム190は、本明細書に記載の方法の一部または全部を実行することが可能であってもよい。いくつかの例では、制御システム190は方法100を実行することが可能であってもよい。いくつかの例によれば、制御システム190は、図4Aを参照して以下において説明する方法400を実行することが可能であってもよい。いくつかの例では、制御システム190は、図5Aを参照して以下において説明する方法500を実行することが可能であってもよい。いくつかの例によれば、制御システム190は、図18を参照して以下において説明する方法1800を実行することが可能であってもよい。いくつかの実装形態では、制御システム190は、装置180の1つまたは複数の構成要素を制御することが可能であってもよい。たとえば、制御システム190はセンサーシステム185を制御することが可能であってもよい。制御システム190は、インターフェースシステム195を制御することが可能であってもよい。

いくつかの実装形態では、制御システム190は、1つまたは複数の非一時的媒体に記憶された命令(たとえば、ソフトウェア)に従って装置180を制御することが可能であってもよい。そのような非一時的媒体は、1つまたは複数のランダムアクセスメモリ(RAM)デバイス、1つまたは複数の読取り専用メモリ(ROM)デバイスなどを含む場合がある、装置180の1つまたは複数のメモリデバイスを含んでもよい。いくつかの実装形態では、制御システム190はそのようなメモリデバイスのうちの1つまたは複数を含んでもよい。したがって、本明細書で開示する主題の少なくともいくつかの態様は、ソフトウェアを記憶した1つまたは複数の非一時的媒体を介して実装されてもよい。

図1Dに示す例では、装置180は、省略可能なインターフェースシステム195を含む。インターフェースシステム195は、たとえばワイヤレスインターフェースシステムを含んでもよい。いくつかの実装形態では、インターフェースシステム195は、ネットワークインターフェース、制御システム190とメモリシステムとの間のインターフェースおよび/または外部デバイスインターフェース(たとえば、ポート)を含んでもよい。いくつかの例によれば、インターフェースシステム195は、ユーザインターフェースを含んでもよい。いくつかの実施形態では、装置180は、インターフェースシステム195を介して第2のデバイスとワイヤレス通信することが可能であってもよい。以下に、いくつかの例について説明する。

次に、図2A等を参照して、光学センサーを含むいくつかの実装形態について説明する。いくつかのそのような実装形態によれば、非干渉光学血圧計算デバイスは、血流の速度ならびにセンサーの下方に位置する動脈内の血液の体積を測定するのを可能にするように構成されたドップラー速度測定センサーを含んでもよい。血流速度は、レーザーであってもよい、同じ光源からの2本のビームが干渉することによって形成される干渉縞と動脈の体積内で相互作用する血球から後方散乱する光から得られる特徴的な差分ドップラーシフトを判定することによって測定されてもよい。動脈内を流れる血液の体積は、動脈管腔の大きさを示す場合があり、後方散乱光の強度に基づいて判定されてもよい。体積血流量は、動脈を横切る速度プロファイルの作用を組み込んだ、血流速度と動脈管腔の積として判定され、したがって、照明された動脈内の血球から後方散乱するドップラーシフトされた光の強度に基づいて計算されてもよい。次いで、血流量と血圧との間の関係を使用して測定が行われる肢のそれぞれに異なる高度において測定された動脈管腔および血流量に基づく動脈の拡張に基づいて血圧が判定されてもよい。

図2Aは、いくつかの実施形態による非干渉光学血圧計算デバイス200の例示的な構成要素を示す。光学血圧計算デバイス200は、光学センサー210と、高度センサー220と、プロセッサ130と、メモリ140と、アンテナ152に結合された無線周波数(RF)プロセッサ150と、電源160とを含んでもよい。

いくつかの実施形態では、光学センサー210は、動脈管腔および血流量の測定値を取得するために使用される場合があるレーザードップラー体積(LDV)センサーである。場合によっては、皮膚表面からの光散乱および摂動を低減させるために光学センサー210と皮膚との間に透明なゲルが塗布される。

光学センサー210は、光送信機112を含んでもよい。いくつかの実施形態では、光送信機112は、光の方向を対象の肢内部の動脈の方に定め、測定体積を形成する干渉パターンによって動脈を照明するように構成されてもよい。たとえば、光送信機112は、対象の動脈を含む測定体積内に干渉縞を形成するように交差するかまたは空間的に重なり合う伝播方向に沿った少なくとも2本の光ビームを放出するように構成されてもよい。いくつかの実装形態によれば、光送信機112はコヒーレント光を放出するように構成される。いくつかのそのような実装形態では、光送信機112は、レーザーダイオードなどの1つまたは複数のレーザーを含む。

図2Bは、いくつかの実施形態による非干渉光学血圧計算デバイスを示す。いくつかの実施形態では、光学センサー120は、肢の皮膚表面7と面一に配置されるかまたは肢の皮膚表面7に少なくとも平行に配置されるように構成されたプレーナデバイスとして実装されてもよい。光学センサー120は、光源122と、光検出器124と、動脈9内を移動する血球の特性に適合された1つまたは複数の平面光学構造126とを含んでもよい。

いくつかの実施形態では、光源122は、生物組織および水による吸収を受けにくい波長の光を放出するように構成されてもよい。様々な実施形態では、光源122は、光波長が850ナノメートル(nm)〜1500nmの範囲内の光ビームを生成する端面発光半導体レーザーまたは垂直共振器面発光レーザー(VCSEL)などのレーザーであってもよい。いくつかの実施形態では、皮膚表面からの光散乱および摂動をさらに低減させるためにデバイスと皮膚との間に透明なゲルが塗布される。

いくつかの実施形態では、光検出器124は、特定範囲の波長を有する後方散乱光を検出するように構成されてもよい。たとえば、900nmよりも短い光の波長を検出するためにシリコン(Si)ダイオードが使用されてもよく、1300nmまでの波長を検出するためにゲルマニウム(Ge)ダイオードが使用されてもよく、より長い波長を検出するためにヒ化ガリウム(GaAs)ダイオードまたはリン化インジウム(InP)ダイオードが使用されてもよい。光検出器124の出力信号は、当技術分野で知られているようにトランスインピーダンス増幅器(図示せず)によって電圧に変換されてもよい。

いくつかの実施形態では、光学センサー120は、光源122から光30a、30bを放出し、後方散乱光32を集光し、1つまたは複数の平面光学構造126を介して光検出器124に分流させるように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、平面光学構造126は、光源122からの光を光学センサー120から引き出し、ならびに/あるいは後方散乱光を光検出器124の方に集光するために屈折率構造、表面レリーフ構造、回折構造、または当技術分野で知られている他の導波路構造を有する平面透過構造として実装されてもよい。

いくつかの実施形態では、平面光学構造126は、2つの重畳格子の回折構造を有する導波路として構成されてもよい。重畳格子は、導波路の表面から垂直方向に伝播する干渉パターンを有する光ビームを形成するように交差する場合がある2本の光ビーム30a、30bを放出させる、互いにわずかに異なる格子定数と、光源の光波長にほぼ等しい平均格子定数とを有するように構成されてもよい。

図2Cは、いくつかの実施形態による動脈9を照明する干渉パターンを有する測定体積201の断面を示す。図示の実施形態では、測定体積201の干渉パターンは、2本の放出されたビームの軸線の二等分線に平行であり、動脈9の動脈長手方向軸を横切るいくつかの干渉縞を含む場合がある。いくつかの例では、干渉縞は、動脈9の動脈長手方向軸に垂直であるか、あるいは動脈9の動脈長手方向軸にほぼ垂直である場合がある。いくつかの実装形態によれば、縞間隔は血球の一般的なサイズ(直径が約10μmであってもよい)よりも大きい。縞の数は、いくつかの例では、予期される照明されるエリアの長さ(d_m)に応じて限定される場合がある。いくつかの例では、干渉パターンは、5個から100個の間の縞、たとえば、20個の縞を含むことがある。図2Cに示す例では、動脈9の図示の区間は、実質的に直線状であり、動脈長手方向軸は、この区間に沿ってx軸に対応する。この例では、横軸または垂直軸は、図2Cに示すy軸に対応する。縞間の間隔、すなわち「縞間隔」は、放出されたビームの光波長および放出されたビーム間の角度によって判定されてもよい。

LDVセンサーなどのドップラー速度測定センサーを使用すると、たいていの動脈、特に四肢および指内の動脈の場合と同様に、皮膚に平行に流れる血液の速度の測定を可能にする。また、ドップラー速度測定センサーが、流れる血液を測定して他の組織と区別し、したがって、同じ測定において動脈管腔を使用可能にしてもよい。さらに、ドップラー速度測定センサーは、パイプおよび工業用途において流量を測定するために使用されており、したがって、そのようなセンサーの物理的特性および構成はよく理解される。

ドップラー速度測定センサーは、対象の皮膚上に配置されるかまたは皮膚に隣接して配置され、2本の光ビームの方向を対象内部に定めるように構成されてもよい。このように配置され構成されると、2本の光ビームが皮膚の下方の動脈の長軸に垂直に組織内に伝播する。干渉縞が2本の透過ビームの二等分線の方向と同じ方向に揃えられるので、光の全体的な伝播方向に垂直な動脈の速度の測定が可能である。移動する血球によって散乱した光は次いで、周波数変調され、変調周波数f_dは、干渉縞間の間隔と併せて、移動する血球の速度vによって与えられる。このことは、以下の式のように表される場合がある。

上式において、λは光波長を表し、2αは2本の透過ビーム間の角度を表す。いわゆる差分ドップラー効果に基づく代替例について説明する。後方散乱光の周波数変調された部分のパワー、したがって、光検出器によって生成された信号の動的部分の振幅は、粒子の数、血液の場合は血球の数、いわゆるコヒーレント検出が適用される場合の動脈内の被照明体積内の散乱光に比例し、このことは、光が2αよりも小さい角度内に集光されることを意味する。いくつかの例によれば、光はαを干渉パターンの縞の数によって除した角度内に集光される場合がある。集光角度が2αよりもずっと大きい場合、信号振幅は粒子の数の平方根に比例する(「インコヒーレント検出」として定義される)。光検出器信号のパワースペクトルの周波数シフトされる部分の面積は、この後者のケースでは、測定体積内の移動する粒子の数に比例する。

ドップラー速度測定センサーでは、2本のビームが、異なる伝播方向を有して交差し、したがって、測定体積内で互いに干渉するように集束されるかまたは方向を定められる。後方散乱光において観測される周波数シフトは、2本のビームの二等分線に垂直な後方散乱光粒子の速度成分に比例する。2本のビームは、同じ光源または少なくとも2つの互いにコヒーレントな光源から発生し、また、光源から同じ光路長(少なくとも光源のコヒーレンス長内)を有すると仮定される。2本のビームは、交差領域内に干渉パターンを形成し、干渉縞がビームの二等分線の方向に揃えられ、縞間隔x_f=λ/(2sinα)であり、この場合、αは、2本の光ビーム間の角度の2分の1である。干渉パターン内を移動し、速度成分v_xが、互いに交差するビームの平面内に位置し光ビームの二等分線に垂直である粒子は、速度vと、2本のビームの伝播ベクトル間の差を定めるベクトルとのドット積を2πで除すことによって与えられる周波数、すなわち次式によって表される周波数によって変調された光を散乱させる。

上式において、Δfは、後方散乱光において観測される固有振動数であり、v_xは、光の伝播方向に垂直な速度成分であり、x_fは、測定体積中に形成される干渉パターンの縞間隔であり、ベクトルΔkは、2本の光ビームの伝播ベクトル間の差である。2本の入射ビームから出現する所与の方向(任意)における散乱光のドップラーシフトの差は、散乱方向(検出方向)とは無関係である。

この場合も、光検出器信号の周波数シフトされた部分のパワーは、インコヒーレント検出(前々段落において定義されている)を仮定した測定体積中の、散乱する粒子、すなわち血球の数に比例する。図2Cに示すように測定体積(すなわち、互いに交差するビームによって干渉縞が形成される体積)が動脈よりも大きい場合、後方散乱光の一部は静止した組織から形成され、一部は移動する血液から形成される。したがって、(後方散乱光強度に比例する)光検出器信号の大きさS(たとえば、光受信機114)と周波数ωとの間の関係のプロットである図2Dに示すように、光検出器は、組織に対応する静的信号252および血液に対応する動的信号(すなわち、周波数シフトされた信号)254を観測する場合がある。したがって、血液の速度は、後方散乱光中のドップラーシフトから推論されてもよく、血液の体積は、光検出器の信号の動的部分の二乗平均から推論されてもよい。

照明された動脈が円形断面を有すると仮定すると、照明され、したがって、光検出器の信号の動的部分に寄与する動脈の体積V_mは、次式によって与えられる。

光検出器の信号の動的部分は、動脈の照明された部分の体積および血液の密度に比例するので、動脈の直径daは、図2Cに示す互いに交差するビームの寸法d_mを含む光検出器信号の関数として計算することができる。

図2Aを参照すると、いくつかの実施形態では、光送信機112は、血球の平均直径よりも大きい縞間隔を生成するように構成されてもよい。たとえば、変調度の低下を回避し、ならびに/あるいは生物組織内を伝播する光によって生じる干渉パターンの「ウォッシュアウト」を最小限に抑えるために、血球は一般に、ディスク直径が10ミクロン(μm)程度のディスク状であるので、範囲が30μm〜150μmである縞間隔が使用されてもよい。

いくつかの実施形態では、光送信機112は、焦点面におけるビーム径によって与えられる動脈長手方向軸(たとえば、測定方向)に沿った直径(d_m)を有する楕円断面を有する測定体積201を形成するように構成されてもよい。楕円断面は、動脈中の血液からの信号寄与を向上させる場合がある。いくつかの実施形態では、光送信機112は、所望の数の干渉縞を含む直径d_mを有する測定体積201を形成するように構成されてもよい。たとえば、干渉縞の所望の数が10である場合、測定体積201は測定方向に0.3mm以上延びることがある。

動脈9内を移動する血球のすべてが照明される(すなわち、動脈断面全体が照明される)ようにするために、光検出器112は、(図2Cに示す)動脈の直径d_aよりも大きい測定方向に垂直な延長部を有する測定体積201を生成するように構成されてもよい。延長部の長さは、焦点径を2本の放出ビーム間の角度の2分の1の正弦で除した値によって決定されてもよい。いくつかの実施形態では、延長部の長さは平均動脈径よりも大きくてもよい。

いくつかの実施形態では、光送信機112は、生物組織および水に浸透する波長の光を放出するように構成されてもよい。たとえば、光送信機112は、光波長が850ナノメートル(nm)〜1500nmの範囲内の赤外光を放出するレーザーまたはその他の光源(たとえば、端面発光半導体レーザーまたは垂直共振器面発光レーザー(VCSEL))を含んでもよい。いくつかの実施形態では、光送信機112は、可視光を放出するように構成されてもよい。

光学センサー210は、光受信機114を含んでもよい。いくつかの実施形態では、光受信機114は、後方散乱光を受け取り、後方散乱光の受け取った光パワーを、光検出器(たとえば、フォトダイオード)を使用して電気出力信号に変換してもよい。図2Dは、光受信機114によって出力される場合がある出力信号の電力スペクトル250を示す。この場合も、電力スペクトル250は、非シフト部分252と周波数シフトされた部分254とを含むことがある。電力スペクトルの周波数シフトされた部分254は、非ゼロ速度によって測定体積201の干渉パターン内を移動する移動する粒子(すなわち、血球)による後方散乱に起因する受け取られた光のパワー(または強度)に相当し、一方、非シフト部分252は、移動する血球と移動しない粒子またはゆっくりと移動する粒子(たとえば、動脈壁およびその他の生物組織)との両方による全後方散乱に起因する受け取られた光のパワーに相当する。

いくつかの実施形態では、光受信機114は、特定範囲の波長を有する後方散乱光を受け取るように構成された光検出器を含んでもよい。たとえば、1000nmよりも短い光の波長を検出するためにシリコン(Si)ダイオードが使用されてもよく、1400nmまでの波長を検出するためにゲルマニウム(Ge)ダイオードが使用されてもよく、より長い波長を検出するためにヒ化ガリウム(GaAs)ダイオードまたはリン化インジウム(InP)ダイオードが使用されてもよい。いくつかの実施形態では、光受信機114は、ある範囲の可視波長を有する後方散乱光を受け取るように構成された光検出器を含んでもよい。

いくつかの実施形態では、光学センサー210は、互いに交差する(すなわち、空間的に重なり合う)光ビームを放出するように構成された光学系116(たとえば、ビームフォーミング光学系)を含んでもよい。いくつかの実施形態では、光学系116のビームフォーミング光学系は、屈折要素、反射要素、および/または回折要素を含んでもよい。いくつかのそのような実施形態によれば、ビームフォーミング光学系は、複屈折要素と偏光子とを含んでもよい。いくつかの実施形態では、ビームフォーミング光学系は、体積ホログラムまたは深面レリーフ回折要素を含んでもよい。いくつかの実施形態では、ビームフォーミング光学系は、各格子が、わずかに異なる格子定数と、光ビームを放出するための光源の光波長にほぼ等しい平均格子定数とを有する、重畳格子を含んでもよい。いくつかの実施形態では、ビームフォーミング光学系は、光ビームを放出するための別個の格子を含んでもよい。いくつかの実施形態では、ビームフォーミング光学系は、当技術分野において光を誘導し方向を定めることが知られている屈折率構造、表面レリーフ構造、回折構造、および導波路構造を有する平面透過構造を含んでもよい。いくつかのそのような例によれば、ビームフォーミング光学系の回折要素は、平面状または実質的に平面状の光ビームを生成するように構成されてもよい。いくつかの実装形態では、ビームフォーミング光学系の回折要素は、それぞれに異なる伝播方向を有する互いに重なり合うビームを生成するように構成されてもよい。

いくつかの実施形態では、光受信機114は、後方散乱光を受け取るための受信機光学系を含むかまたは受信機光学系に結合されるように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、光受信機114の受信機光学系は、空間的に光送信機112のビームフォーミング光学系から分離されてもよくあるいはビームフォーミング光学系と多重化されてもよい。

高度センサー220は、測定位置の高度(または高さ)の測定値に連続的に変換される場合がある出力を生成するように構成されてもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、高度センサー220は、3軸加速度計などの3次元(3D)慣性センサーであってもよい。高度の変化は、加速度計出力を積分することによって推論されてもよい。高度センサーの他の例は、気圧計、磁気近距離場デバイス、または測定位置の高度もしくは高度の変化を測定するように構成された任意の他のタイプのセンサーを含んでもよい。

光学センサー210と高度センサー220は、プロセッサが各センサーからの出力を制御するかまたは受け取るようにプロセッサ130に結合されてもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサ130は、光学血圧計算デバイス200のための様々な機能を実行するように特定的に適合された専用ハードウェアであってもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサ130は、プロセッサ実行可能な命令によってプログラムされる場合があるプログラム可能な処理ユニット132であってもよく、あるいはそのような処理ユニット132を含んでもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサ130は、光学血圧計算デバイス200のための様々な機能を実行するようにソフトウェア命令によって構成することのできるプログラム可能なマイクロプロセッサ、マイクロコンピュータ、または多重プロセッサチップであってもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサ130は、専用ハードウェアとプログラム可能な処理ユニット132との組合せであってもよい。

いくつかの実施形態では、メモリ140は、光学センサー210および高度センサー220からのプロセッサ実行可能命令および/または出力を記憶してもよい。いくつかの実施形態では、メモリ140は、揮発性メモリであっても、不揮発性メモリ(たとえば、フラッシュメモリ)であっても、あるいはそれらの組合せであってもよい。いくつかの実施形態では、メモリ140は、プロセッサ130、プロセッサ130の外部のメモリ、またはそれらの組合せを含んでもよい。

いくつかの実施形態では、プロセッサ130は、光学センサー210および高度センサー220をいつ作動させるか(たとえば、オンおよびオフにするか)を選択的に制御するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサ130は、光学センサー210および高度センサー220からの出力信号を受け取って、センサー出力信号から推論される1つまたは複数の心臓血管特性の値を計算するように構成されてもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、プロセッサ130は、血流量、動脈管腔、静水圧、およびこれらの値に基づく血圧の値を判定するように構成されてもよい。

いくつかの実施形態では、プロセッサ130は、アンテナ152に結合された無線周波数(RF)リソース150に結合されてもよく、それによって、計算された値および/またはセンサー210、220からの出力データを、ディスプレイまたはその他の出力デバイスを介して提示できるように、リモートコンピューティングデバイス(図示せず)に伝達してもよい。RFリソース150は、送信専用プロセッサであってもよく、あるいは2方向トランシーバプロセッサであってもよい。たとえば、RFリソース150は、サポートされる通信のタイプに応じて、1つまたは複数の、いくつかの無線周波数帯域において動作してもよい。

プロセッサ130は、心臓血管特性の測定値またはセンサー210、220からの出力などの測定または計算による情報を、記録または表示のためにリモートコンピューティングデバイス(たとえば、図3の300)に送るように構成されてもよい。そのようなリモートコンピューティングデバイスは、限定はしないが、スマート衣料、携帯電話、スマートフォン、ウェブパッド、タブレットコンピュータ、インターネット対応携帯電話、ワイヤレスローカルエリアネットワーク(WLAN)対応電子デバイス、ラップトップコンピュータ、専用ヘルスケア電子デバイス、パーソナルコンピュータ、および少なくともプロセッサと、RFリソース150と通信するための通信リソースとを備える同様の電子デバイスを含む、様々なコンピューティングデバイスのうちのいずれかであってもよい。測定および/または計算による情報は、Bluetooth(登録商標)、Wi-Fi(登録商標)、または他のワイヤレス通信プロトコルを使用するワイヤレスリンクを介して光学血圧計算デバイス200からリモートコンピューティングデバイスに送られてもよい。

光学センサー210、高度センサー220、プロセッサ130、メモリ140、RFトランシーバ150、および光学血圧計算デバイス200の任意の他の電子構成要素は、電源160によって電力を供給されてもよい。電源160は、バッテリーであっても、太陽電池であっても、あるいは他のエナジーハーベスティング電源であってもよい。

図3Aは、いくつかの実施形態による、対象5の肢上に(たとえば、手首の近くに)装着された血圧を推定するための非干渉血圧計算デバイスを示す。この例では、非干渉血圧計算デバイスは、1つまたは複数の光学センサーを使用して測定値を取得することができる。しかし、非干渉血圧計算デバイスの他の実装形態は、1つまたは複数の超音波センサーを使用してそのような測定値を取得することが可能であってもよい。いくつかの超音波ベースの例を以下に提示する。図示の実施形態では、光学血圧計算デバイス200は、対象5の手首上の、対象となる動脈9に対する特定の測定位置に装着されてもよい。いくつかの実施形態では、光学血圧計算デバイス200は、接着剤またはゴムバンド115によって皮膚表面に取り付けられてもよい。そのようなゴムバンドは、下にある動脈に摂動が加えられないようにするために、比較的低いレベルの逆圧(すなわち、皮膚の表面から内側に)を確保するようにサイズ決定されてもよい。たとえば、いくつかの実装形態では、光学血圧計算デバイス200は、手首カフ、パッチ、腕時計のバンド、または腕時計の裏蓋の形に構成されてもよく、あるいはそれらに組み込まれてもよい。

他の実施形態では、光学血圧計算デバイス200は、指スリーブ、指輪、および/または光学センサー210が測定位置において対象の皮膚に光学的に接触するように配置され、それぞれに異なる高度に上昇または下降される場合がある他の形態の衣服(すなわち、光学血圧計算デバイス200の実施形態を含む衣料)の形に構成されてもよく、あるいはそれらに組み込まれてもよい。しかし、様々な実施形態は、対象によって直接装着される実装形態には限定されず、光学センサー210を対象の皮膚に光学的に接触するように配置する構成を含んでもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、光学血圧計算デバイス200は、リクライニングチェア、および光学センサー210が測定位置(たとえば、ふくらはぎ、足首など)において対象の皮膚に光学的に接触し、それぞれに異なる高度に上昇または下降され得るように構成されたその他のスマート家具に組み込まれてもよい。さらなる例として、いくつかの実施形態では、光学血圧計算デバイス200は、ヘルメット、ラケットハンドル、リストバンドまたはヘッドバンド、靴、靴下、ハンドルバーなどの運動器具、および光学センサー210が測定位置において対象の皮膚に光学的に接触し、それぞれに異なる高度に上昇されならびに/あるいは下降され得るように構成されたその他の運動器具に組み込まれてもよい。

光学血圧計算デバイス200の様々な実施形態は、上述のように動脈管腔(動脈拡張とも呼ばれる)および血流量に基づいて血圧を計算するように構成されてもよい。いくつかの実施形態(たとえば、図5A参照)の一部として、図3Bに示すように、動脈管腔および血流量の光学測定が肢上の測定部位の2つ以上の高度において行われてもよい。図3Bは、ほぼ水平であり、したがって、ほぼ心臓の高度である第1の高度302、および垂直配向において真下の第2の高度303における、対象5の肢上の測定位置(図3Bにおける手首)の各高度を示す。2つの異なる測定高度において測定を行い、2回の測定の間のセンサーの高度の差を認識すると、図5Aを参照しながら説明する方法500などにおいて、本明細書でさらに詳しく説明する血圧の計算が可能になる。様々な実施形態では、高度を変化させる間肢を支持することによって、骨格筋の屈曲または他の形態の緊張の、動脈断面特性に対する影響が軽減される場合がある。光学血圧計算デバイスが心臓よりも上に位置する高度、および心臓よりもわずかに下方に位置する高度(すなわち、図3Bにおける高度302と高度303との間)など、図3Bに示されていない高度において測定が行われてもよい。

図4Aは、第1の実施形態による血圧を計算するための方法の一例を概説する流れ図である。図4Bは、流量と圧力との間の関係の評価を容易にする単純なモデルを示す。図4Aおよび図4Bについての以下の説明は主として、1つまたは複数の光学センサーによって得られた測定値を取得して処理することを含むが、測定値をどのように取得するかにかかわらず、血圧を推定するための同じ原則が適用される。他の実装形態は、血圧を推定するために1つまたは複数の超音波センサーによって得られた測定値を取得して処理することを含んでもよい。図示の実施形態では、方法400は、動脈系を電気等価回路としてモデル化することに基づく。たとえば、図4Bは、動脈系が抵抗器-キャパシタ(RC)回路としてモデル化される電気的な等価回路450を示す。図示のように、経壁圧(p)および血流量(q)がそれぞれ電圧(v)および電流(i)としてモデル化されてもよい。

半定常状態条件(たとえば、緩やかに変化している)では、抹消動脈系および毛管系のインピーダンスが抵抗(R)によってモデル化されてもよく、一方、還流をもたらす静脈貯留槽はキャパシタ(C)としてモデル化されてもよい。静脈圧は一般にゼロに近いので、キャパシタCは、無限に大きいキャパシタンス値を有するようにモデル化されてもよい。オームの法則(すなわち、v=Rxi)を仮定すると、静脈圧pは、血圧と血流量との間に電気的に等価の関係があるように同様に表される場合がある。すなわち、次式が成立する。
p=R×q (1)
上式において、抵抗パラメータRは、経壁圧のわずかな変動(すなわち、脈圧と同等であるかまたは脈圧よりも小さい)に対して未知の一定値であると仮定されてもよい。抵抗Rが一定値であると仮定すると、数式(1)は、経壁圧pおよび血流量qの時間平均に対して有効である場合がある。たとえば、1回または複数の動脈拍動の間の平均経壁圧<p>は次式のように表される。
<p>=R×<q> (2)
上式において、平均血流量<q>は一般に、単位時間当たり体積単位で判定される。抵抗パラメータRの値を判定することによって、抵抗パラメータRに関する計算値および血流量の1つまたは複数の値を使用して血圧(たとえば、収縮期血圧、拡張期血圧、平均経壁圧、脈圧など)を計算するために数式(1)または(2)が使用される場合がある。

図4Aを参照すると、いくつかの例によれば、方法400の様々な動作は、血圧計算デバイスによって実行されてもよい。いくつかの例では、血圧計算デバイスは、光学血圧計算デバイス200であってもよく、光学センサー(たとえば、210)と、高度センサー(たとえば、220)と、プロセッサ(たとえば、130)または血圧計算デバイスと通信する他のコンピューティングデバイスおよび/もしくはプロセッサ(たとえば、300)とを含んでもよい。いくつかの実装形態では、方法400の並列動作は、1つまたは複数の超音波センサーを含む血圧計算デバイスによって実行されてもよい。

ブロック410において、光学血圧計算デバイス200の光学センサー(たとえば、光送信機112)は、光の方向を対象の肢内部の動脈の方に定め、動脈を照明する干渉パターンを有する測定体積(たとえば、201)を形成してもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、光学センサーは、測定体積を形成するように交差するかまたは重なり合うそれぞれに異なる伝播経路を有する2本の光ビームの方向を肢内部に定めてもよい。1つまたは複数の超音波センサーを含むいくつかの実装形態では、ブロック410は、1つまたは複数の超音波センサーからの超音波の方向を対象の肢内部の動脈の方に定めることを含んでもよい。

ブロック415は、後方散乱放射を受け取り、出力信号を生成することを含んでもよい。ブロック415のいくつかの実装形態では、光学血圧計算デバイスの光学センサー(たとえば、光受信機114)は、後方散乱光を受け取り、肢の少なくとも2つの異なる高度に関連する出力信号を生成する。代替実装形態では、ブロック415は、後方散乱超音波を受け取り、肢の少なくとも2つの異なる高度に関連する出力信号を生成することを含んでもよい。

たとえば、光学血圧計算デバイスは、第1の高度と第2の高度との間で上昇または下降される場合がある所望の測定位置(たとえば、指、手首、またはその他の肢)において皮膚表面に光学的に接触するように装着されてもよくあるいはそれ以外の方法で配置されてもよい。いくつかの実施形態では、光学センサーは、対象の肢(したがって、光学センサー)が2つの高度の間で上昇または下降されるときに後方散乱光に対応する出力信号を連続的に生成するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、光学センサーは、高度センサーが一定の高度または所望の高度を検出したことに応答して後方散乱光に対応する出力信号を生成するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、生成される出力信号の各々は、非シフト部分252と周波数シフトされた部分(たとえば、254)とを含むことがある。周波数シフトされた部分は、光学センサーによって生成された出力信号から、プロセッサによって、たとえば、ハイパスフィルタを使用して分離されてもよくあるいはフィルタ処理されてもよい。

ブロック420において、プロセッサは、生成された出力信号の周波数シフトされた部分を処理して、少なくとも2つの異なる高度間の血流量の差(Δq)を判定してもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサは、2つの異なる高度間の平均血流量の差を判定してもよい(すなわち、Δq=<q₁>-<q₂>)。いくつかの実施形態では、特定の高度における平均血流量<q₁>または<q₂>は、血流速度の平均値<v>と動脈管腔の平均値<a>の積に基づいて判定されてもよく、すなわち、<q₁>=<v₁>x<a₁>および<q₂>=<v₂>x<a₂>であってもよい。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、1回または複数の動脈拍動にわたって、特定の高度に関連する出力信号の周波数シフトされた部分から取得された血流速度の測定値v₁、v₂を平均することによってその高度における平均血流速度<v₁>、<v₂>を判定してもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、血流速度の測定値vは、測定体積(たとえば、201)中に形成される干渉パターンの縞間隔(x_f)と、出力信号の非シフト部分(たとえば、252)と周波数シフトされた部分(たとえば、254)との間の測定される周波数シフト(Δf)すなわち、
との積として取得されてもよい。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、特定の高度における1回または複数の動脈拍動にわたって動脈管腔の測定値a₁、a₂を平均することによってその高度における動脈管腔の平均値<a₁>、<a₂>を判定してもよい。動脈管腔の測定値は、動脈断面または体積に対応してもよい。いくつかの実施形態では、動脈管腔の体積測定は、出力信号の周波数シフトされた部分(たとえば、254)の積分に基づいてもよい。たとえば、コヒーレント光検出では、体積測定値は積分値の平方根に比例する場合がある。インコヒーレント光検出では、体積測定値は積分値に比例する場合がある。いくつかの実施形態では、プロセッサは、体積測定値を測定体積(たとえば、201)の断面径(d_m)で除することによって動脈管腔の体積測定値aを動脈断面に変換してもよい。

ブロック425において、プロセッサは、少なくとも2つの異なる高度間の静水圧差(Δp)を判定してもよい。たとえば、半定常状態では、静水圧差(Δp)は、2つの異なる高度間の平均経壁圧の差(<p₁>-<p₂>)と等価であると仮定されてもよく、以下の数式(3)を計算することによって判定されてもよい。
Δp=ρ_bgΔh (3)
上式において、ρ_bは血液の密度(すなわち、1060kg/m³)であり、gは重力加速度(すなわち、9.81m/s²)であり、Δhは、高度センサー(たとえば、220)によってプロセッサに与えられる場合がある2つの異なる高度間の距離である。

ブロック430において、プロセッサは、少なくとも2つの異なる高度間の静水圧差(Δp)および血流量の差(Δq)に基づく血圧と血流量との間の電気的に等価の関係の抵抗パラメータRを判定してもよい。たとえば、前に説明したように、経壁圧pと血流量qとの間の電気的に等価の関係は、抵抗パラメータRが一定値である数式(1)、すなわちp=R×qとして表される線形関係としてモデル化されてもよい。したがって、いくつかの実施形態では、抵抗パラメータRは数式(4)に従って判定されてもよい。
R=Δp/Δq=ρ_bgΔh/Δq (4)

ブロック435において、プロセッサは、計算された抵抗パラメータRおよび1つまたは複数の血流量値を使用して血圧と血流量との間の電気的に等価の関係に基づいて血圧を判定してもよい。たとえば、抵抗パラメータRの値を判定することによって、抵抗パラメータRに関する計算値および非干渉血圧計算デバイス(たとえば、非干渉光学血圧計算デバイス200)によって測定される場合がある1つまたは複数の血流量値を使用して血圧(たとえば、収縮期血圧、拡張期血圧、平均経壁圧、脈圧など)を計算するためにいくつかの実施形態において数式(1)および数式(2)が使用されてもよい。

ブロック440において、プロセッサは、計算された血圧を出力デバイスを介して提示してもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサは、計算された血圧を光学血圧計算デバイス200の表示構成要素または聴覚構成要素(図示せず)を介して提示してもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサは、計算された血圧を視覚的または聴覚的に提示するために、ワイヤード通信リンクまたはワイヤレス通信リンク上でRFリソース150およびアンテナ152を介してリモートコンピューティングデバイス(たとえば、300)に伝達してもよい。

図5Aは、第2の実施形態による、流量および管腔の測定値に基づいて血圧を計算するための方法の一例を概説する流れ図である。図5Bは、動脈圧と動脈断面積との間の関係を示すグラフである。以下に、方法500について、1つまたは複数の光学センサーによって得られた測定値を取得して処理することに関して主として説明するが、いくつかの実装形態では、この方法は、1つまたは複数の超音波センサーによって得られた測定値を取得して処理することを含んでもよい。方法500は、動脈応力-ひずみ関係を使用して動脈系をモデル化することに基づく。図5Bは、指数曲線550による動脈に関する応力-ひずみ関係を、水平軸における動脈の断面積(mm²単位)と垂直軸における経壁圧(mmHg単位)とのプロットとして示す。通常動作部分555(指数曲線550の極太部分によって示される)は、上端が収縮期血圧SBPによって定められ、下端が拡張期血圧DBPによって定められる。収縮期血圧と拡張期血圧(すなわち、それぞれ、拍動における最大圧力と最小圧力)との間の差は、脈圧δpを反映する。通常動作部分555の右端は、収縮期血圧(SBP)に対応する動脈の最大断面積を表し、曲線の通常動作部分555の左端は、拡張期血圧(DBP)に対応する動脈の最小断面積を表す。最大圧力における動脈断面と最小圧力における動脈断面との間の差は、単一の拍動周期の間に観測される場合がある動脈の拡張δaを反映する。図5Bにおける垂直の点線は平均動脈断面積<a>を表し、水平の点線は平均経壁圧<p>を反映する。

生きている人間または動物などの対象の動脈に一般に存在する動脈断面と経壁圧との間の応力-ひずみ関係を表すために指数関係が使用されてもよい。たとえば、指数関係は次式のように表されてもよい。

上式において、pは経壁圧であり、x_oおよびa_oはアプリオリな未知のパラメータであり、aは特定の測定位置における動脈管腔の測定値である。係数x_oは個人特有のパラメータであり、現在の状況において関連する時間スケール(たとえば、1年未満)にわたって一定であると見なされる場合がある。動脈の多くの特性が経時的に変化するので、係数a_oは、特定の時点において対象となる動脈の特定の特性(たとえば、弾力性)を反映する。いくつかの実施形態では、動脈管腔の測定値は体積であってもよくあるいは断面積であってもよい。

係数x_oおよびa_oの値を判定することにより、動脈管腔の光学測定値aに関する数式(4)の動脈応力-ひずみ関係を評価することによって血圧が計算されてもよい。たとえば、収縮期血圧(SBP)は、動脈応力-ひずみ関係を動脈管腔の最大値の関数として評価することによって判定されてもよい。拡張期血圧(DBP)は、動脈応力-ひずみ関係を動脈管腔の最小値の関数として評価することによって判定されてもよい。脈圧δpは、動脈応力-ひずみ関係を動脈拡張δaの関数として評価することによって判定されてもよい。

図5Aを参照すると、方法500の様々な動作は、血圧計算デバイスによって実行されてもよい。いくつかの例では、方法500は、光学センサー(たとえば、210)と、高度センサー(たとえば、220)と、プロセッサ(たとえば、130)および/または光学血圧計算デバイスと通信する外部プロセッサ(たとえば、300)とを含む場合がある光学血圧計算デバイス(たとえば、200)によって実行されてもよい。いくつかの実装形態では、方法500の並列動作は、1つまたは複数の超音波センサーを含む血圧計算デバイスによって実行されてもよい。方法500は、図4Aを参照しながら説明したブロック410、415、425、および440における動作を含む。

ブロック510において、プロセッサは、生成された出力信号の周波数シフトされた部分(たとえば、254)を処理して、光学血圧計算デバイスが配置された肢の少なくとも2つの異なる高度における測定(図3B参照)の間の動脈管腔および血流量の値を判定してもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、プロセッサは、2つの異なる高度における動脈拡張の値(すなわち、δa₁およびδa₂)、動脈管腔の平均断面積または体積(すなわち、<a₁>および<a₂>)、ならびに2つの異なる高度における動脈拍動の間の血流量(すなわち、δq₁およびδq₂)の差を測定するように構成されてもよい。

ブロック515において、プロセッサは、動脈管腔の判定された値に基づいて動脈応力-ひずみ関係の第1の係数a₀を判定してもよい。いくつかの実施形態では、応力-ひずみ関係のモデルは、メモリ(たとえば、140)からアクセスされてもよく、あるいはプロセッサによって1つまたは複数のプロセッサ実行可能な命令を実行することによって生成されてもよい。たとえば、前に説明したように、経壁圧(p)と動脈断面積(a)との間の応力-ひずみ関係は、数式(4)を使用して表されてもよい。したがって、脈圧δpは、以下のように数式(4)の1次導関数によって近似されてもよい。

上式において、x_oおよびa_oは未知の係数であり、<a>は、1回または複数の動脈拍動の間の動脈管腔の平均値(すなわち、断面積または体積)を表し、δaは、脈圧δpに対応する動脈拡張を表す。対象が半定常状態条件にある(たとえば、緩やかに変化している)とき、それぞれに異なる高度における対象の脈圧δpは概して一定である。したがって、2つの異なる高さにおいて評価された数式(6)の比は次式のように表される場合がある。

上式において、δa₁およびδa₂は、2つの異なる高度における動脈拡張を表し、<a₁>および<a₂>は、2つの異なる高度における動脈管腔の平均値を表す。したがって、プロセッサは、数式(6)を数式7に従って係数a₀に関して解くように構成されてもよい。
a₀=(a₁-a₂)/ln(δa₂/δa₁) (8)

ブロック520において、プロセッサは、動脈管腔および血流量の判定された値、静水圧差(Δp)、および第1のパラメータa₀に基づいて動脈応力-ひずみ関係の第2のパラメータx₀を計算してもよい。たとえば、前に説明したように、経壁圧pは、血流量と電気的に等価な関係を有するものとして数式(1)を使用して表され、すなわち、p=Rxqとして表されてもよく、この場合、抵抗パラメータRは未知の定数である。これと同様に、脈圧(δp)は、数式(8)を使用して表されてもよい。

上式において、<a>は、ある高度における動脈管腔の平均断面積または体積に等しくてもよく(すなわち、<a₁>および<a₂>)、δaは、その高度における動脈拡張に等しくてもよく(たとえば、δa₁またはδa₂)、δqは、特定の高度における動脈拍動の間の最小血流量と最大血流量との間の差であり(たとえば、δq₁またはδq₂)、Rは、前述のように計算されてもよい(たとえば、図4Aのブロック425およびブロック430)一定値の抵抗パラメータである。したがって、いくつかの実施形態では、第2の係数x₀は数式(9)に従って判定されてもよい。

ブロック525において、プロセッサは、第1のパラメータa₀、第2のパラメータx₀、および動脈管腔aの1つまたは複数の値を使用して動脈応力-ひずみ関係に基づいて血圧を計算してもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、動脈管腔の1つまたは複数の値は、プロセッサが光学センサーから受け取られる出力信号から動脈管腔の値を取得し続けることによって取得されてもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサは、動脈拡張(δa)の値ならびに動脈断面積(a)の最小値、最大値、および/または平均値を測定するように構成されてもよい。係数a₀と係数x₀の両方の値を判定した後、動脈応力-ひずみ関係(たとえば、数式(4)または数式(5))が、ブロックにおける動脈管腔の測定値によってモデルを評価することによって血圧の値を判定するためにプロセッサによって使用されてもよい。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、動脈断面積aの最大値の関数として数式(4)において表された動脈応力-ひずみ関係に基づいて対象の収縮期血圧(SBP)を計算してもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサは、動脈断面積aの最小値の関数として数式(4)において表された動脈応力-ひずみ関係に基づいて対象の拡張期血圧(DBP)を計算してもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサは、動脈拡張(δa)の関数として数式(5)として表された動脈応力-ひずみ関係の1次導関数に基づいて対象の脈圧δpを計算してもよい。いくつかの実施形態では、リモートコンピューティングデバイス(たとえば、300)は、1つまたは複数の血圧値を判定するように構成されてもよい。

図6Aは、様々な実施形態による装着型超音波センサーを含む装着型超音波測定デバイスの例示的な構成要素を示す図である。この例では、装着型超音波測定デバイス600は、装着型超音波センサーシステム610と、プロセッサ620と、アンテナ632に結合された無線周波数(RF)モジュール630と、電源640とを含む。他の実装形態は、図6Aに示す要素よりも多い要素、図6Aに示す要素よりも少ない要素、および/または図6Aに示す要素とは異なる要素を含む場合がある。適切な超音波センサーの様々な例、ならびに血圧を推定するために超音波センサーを介して取得された測定値を使用する例について、以下に説明する。

この実装形態によれば、超音波センサー610は、集束層612と、超音波送信機層614と、超音波受信機層616とを含む。集束層612は、超音波送信機層614の上方に取り付けられてもよい。この場合、「上方の」という用語は、集束層612が、超音波送信機層614と、対象の皮膚上、たとえば、対象の肢上に位置することが所期された超音波センサーシステム610の外面との間に配置されてもよいことを意味するために使用される。いくつかの実装形態では、集束層612は、超音波受信機層616の上方に取り付けられてもよい。いくつかの例では、超音波センサーシステム610は実質的に平面状の構造を有してもよい。

いくつかの実施形態では、超音波送信機層614は、超音波平面波を生成するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、超音波送信機層614は、ポリフッ化ビニリデン(PVDF)層、またはプロセッサ620によって生成された電気信号を超音波平面波の連続シーケンスまたはパルスシーケンスに変換する他の圧電材料を含んでもよい。いくつかの実装形態では、超音波送信機層614は、容量超音波デバイスを含んでもよい。

いくつかの実施形態では、集束層612は、1つまたは複数のレンズを含んでもよい。レンズは、超音波送信機層614によって送られる超音波の経路を変更することが可能であってもよい。しかし、レンズは、特定の実装形態に応じて可視光を透過させてもよくあるいは透過させなくてもよい。本明細書では、適切なレンズの様々な例が開示される。以下でより詳細に説明するように、いくつかの実装形態は、円柱レンズを含んでもよく、一方、いくつかの実装形態は、球状レンズまたはゾーンレンズなどの他の種類のレンズを含んでもよい。いくつかの実装形態は、凹レンズを含んでもよく、一方、いくつかの実装形態は凸レンズを含んでもよい。いくつかの実装形態によれば、レンズの各々は、超音波送信機層614からの超音波平面波を、放出され集束された超音波ビームになるように方向を定めるように構成されてもよい。いくつかの例では、集束超音波ビームは、長軸の寸法が垂直な短軸よりも著しく長い断面を有する、直線状または実質的に直線状の超音波ビームである。

いくつかの実装形態では、集束レンズと組織との間に適切な音響結合が確立されるように集束層612内に音響整合層が含められてもよい。音響整合層は、組織とレンズとの間の音響不整合を低減させることができる。たいていの場合、理想的な音響インピーダンスは、平面波入射および2つの材料層の同一の音響インピーダンスを仮定することによって近似されてもよい。いくつかの例では、音響整合層は、音響整合層の密度を変化させる粒子でドープされたエポキシを含んでもよい。音響整合層の密度が変更された場合、音響速度が一定である場合には、密度の変更に応じて音響インピーダンスも変化する。代替実装形態では、音響整合層は、金属またはセラミック粉でドープされたシリコーンゴムを含んでもよい。

いくつかの実施形態では、レンズは、放出された超音波が、一般に皮膚表面から数ミリメートル下である対象内の動脈の予想される深度に対応する距離においてビームとして集束されるように焦点距離を有するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、集束層612は、様々な動脈深度に対応し、したがって、動脈情報を中心とした出力信号を取得する可能性を高くするために、放出された超音波を対象の組織内のそれぞれに異なる深度において平面ビームとして集束させるようにそれぞれに異なる焦点距離を有するレンズを含んでもよい。

いくつかの実施形態では、集束層612は、超音波測定デバイス600が対象の肢上に配置されたときに放出された超音波ビームが動脈内の血流に対して非直交角度(θ)で組織に進入するように向きを定められた円柱レンズなどのレンズを含んでもよい。放出された超音波ビームのこの非直交角度(θ)は、超音波反射におけるドップラーシフトを測定することによって動脈内の血流速度を測定するのを容易にする場合がある。

いくつかの実施形態では、集束層612のレンズを通して超音波反射が受け取られる利点をもたらす、出力信号を処理するためのサンプリング方式が実現されてもよい。レンズの焦点から戻った音響波は、レンズに入射し、受信機アレイ内の複数の受信機要素の方へ伝播し、音響相反定理を実現する場合がある。散乱場から戻る信号強度に応じて、アクティブ受信機要素の数を調整することが可能である。概して、戻される音響波を受け取るために作動させる受信機要素の数が増えるほど、信号対雑音比が高くなる。しかし、より多くの受信機要素を作動させるには、より高いレベルのエネルギー消費を必要とする場合がある。したがって、アクティブな受信機要素の数が少ないほど、装着型デバイスのエネルギー消費が低下する場合がある。したがって、この意匠構成は、デバイスの電力消費量の最適化を可能にすることができる。複数の受信機要素を含めると、音響シートの平面に沿って受信信号のある程度の受信ビームフォーミングを可能にすることもできる。この機能は、レンズの焦点線に沿ったいくつかの領域に対するセンサーの感度を向上させることができる。

いくつかの実施形態では、超音波受信機層616は、放出された超音波ビームと様々な組織との相互作用による検出される超音波反射に対応する出力信号を検出し生成するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、超音波受信機層616は、超音波トランスデューサ層と薄膜トランジスタ(TFT)層とを含んでもよい。いくつかの実施形態では、超音波トランスデューサ層は、ポリフッ化ビニリデン(PVDF)またはその他の圧電材料の層を含んでもよく、TFT層は1つまたは複数の受信機アレイを含んでもよい。超音波トランスデューサ層は、超音波ビームの反射を電気信号に変換することが可能であってもよく、このような電気信号は、TFT層内に構成された受信機アレイによって増幅されてもよい。1つまたは複数の受信機アレイからの増幅された信号は、1つまたは複数の心臓血管特性を計算または推定する際に使用されるプロセッサに供給される出力として与えられてもよい。

超音波センサーシステム610は、検出された超音波反射の出力信号を処理できるようにプロセッサ620に結合されてもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサ620は、フィルタ処理、ゲーティング、増幅、およびスペクトル分析などの様々な処理を出力信号に対して実行するように特定的に適合された専用ハードウェアであってもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサ620は、処理ユニット621およびメモリ622であってもよく、あるいは処理ユニット621とメモリ622とを含んでもよく、プロセッサ620(たとえば、プログラム可能なマイクロプロセッサ、マイクロコンピュータ、または多重プロセッサチップ)は、1つまたは複数の心臓血管特性を計算することなどの様々な計算を出力信号に対して実行するためのプロセッサ実行可能命令によって構成されてもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサ620は、専用ハードウェア(たとえば、フィルタ、ゲート、アナログデジタル変換など)と専用ハードウェアからの処理結果を使用して計算を実行するように構成されたプログラム可能な処理ユニット621との組合せであってもよい。プロセッサ620は、揮発性メモリであっても、フラッシュメモリなどの不揮発性メモリであっても、あるいはそれらの組合せであってもよいメモリ622に結合されてもよい。

いくつかの実施形態では、プロセッサ620は、集束層612から1つまたは複数の超音波ビームとして放出される、超音波平面波の連続シーケンスまたはパルスシーケンスを生成するために超音波送信機層614に信号を送るように構成されてもよい。プロセッサ620は、たとえば、図1Dを参照しながら上記において説明した制御システム190の一部であってもよい。

いくつかの実施形態では、プロセッサ620は、1つまたは複数の心臓血管特性の測定値を生成するために超音波受信機層616内に構成された受信機アレイから出力信号を受け取って処理するようにさらに構成されてもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサ620は、超音波受信機層616内に構成された複数の受信機アレイから受信された出力信号に基づいて1つまたは複数の心臓血管特性を推定するように構成されてもよい。たとえば、プロセッサ620は、超音波受信機層616内のそれぞれに異なる位置に配置された2つ以上の受信機アレイからの出力信号を処理することによって、脈波伝播時間(PTT)を測定することが可能であってもよい。

プロセッサ620は、センサー出力および/または測定された心臓血管特性を、ディスプレイまたはその他の出力デバイスを介して提示するために、アンテナ632を介してリモートコンピューティングデバイス(図示せず)に伝達するように結合されたRFモジュール630に結合されてもよい。RFモジュール630は、送信専用モジュールであってもよく、あるいは2方向トランシーバモジュールであってもよい。たとえば、RFモジュールは、ベースバンド、中間、および送信周波数モジュールおよびエンコーダを含んでもよい。RFモジュール230は、サポートされる通信のタイプに応じて、1つまたは複数の、いくつかの無線周波数帯域において動作してもよい。

プロセッサ620は、心臓血管特性の測定値または超音波センサーシステム610からの出力などの測定または計算による情報を、記録または表示のためにリモートコンピューティングデバイス(図示せず)に送るように構成されてもよい。そのようなリモートコンピューティングデバイスは、限定はしないが、スマート衣料、携帯電話、スマートフォン、ウェブパッド、タブレットコンピュータ、インターネット対応携帯電話、ワイヤレスローカルエリアネットワーク(WLAN)対応電子デバイス、ラップトップコンピュータ、専用ヘルスケア電子デバイス、パーソナルコンピュータ、および少なくともプロセッサと、RFリソース230と通信するための通信リソースとを備える同様の電子デバイスを含む、様々なコンピューティングデバイスのうちのいずれかであってもよい。測定および/または計算による情報は、WLANワイヤレスリンク(Bluetooth(登録商標)、Wi-Fi(登録商標)、または他のワイヤレス通信プロトコル)を介して装着型超音波測定デバイス600からリモートコンピューティングデバイスに送られてもよい。

超音波センサーシステム610、プロセッサ620、RFトランシーバ630、および装着型超音波測定デバイス600の任意の他の電子構成要素は、電源240によって電力を供給されてもよい。いくつかの実施形態では、電源640は、バッテリーであっても、太陽電池であっても、あるいは他のタイプのエナジーハーベスティング電源であってもよい。

様々な実施形態では、装着型超音波測定デバイスの構成要素(たとえば、610、620、630、640)のうちのいくつかまたはすべてがバックサポート650によって支持されてもよい。いくつかの実施形態では、バックサポート350は、装着型超音波測定デバイス600が、指、手首、または他の肢などの対象の表面を覆うかまたは他の状態でこの表面に整合するように、可とう性材料によって実装されてもよい。いくつかの実施形態では、バックサポート650は剛性を有してもよい。いくつかの実施形態では、バックサポート650は、装着型超音波測定デバイス600の一部に可とう性をもたらす場合があり、一方、デバイスの残りの部分は、剛性を有する構造を有する。

いくつかの実施形態では、装着型超音波測定デバイス600は、パッチ、指スリーブ、手首カフ、指輪、腕時計のバンド、腕時計の裏蓋、および/または他の形態の衣服(すなわち、装着型超音波測定デバイス600の実施形態を含む衣料)の形に構成されてもよく、あるいはそれらに組み込まれてもよい。しかし、様々な実施形態は、対象によって直接装着される実装形態には限定されず、超音波センサーシステム610を対象の皮膚に接触するように配置する構成を含んでもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、装着型超音波測定デバイス600は、セーフティベルト、ステアリングホイール、ハンドヘルドデバイスなどのポータブルデバイスに組み込まれ、超音波センサーが対象の皮膚に接触する(または対象の皮膚に接近させる)ように構成されてもよい。さらなる例として、いくつかの実施形態では、装着型超音波測定デバイス600は、ヘルメット、ラケットハンドル、リストバンドまたはヘッドバンド、靴、靴下、ハンドルバーなどの運動器具に組み込まれ、光学センサーが対象の皮膚に接触するように構成されてもよい。いくつかの例では、超音波測定デバイス600は、ステアリングホイールに組み込まれてもよい。

図6Bは、超音波センサーシステムの分解図の一例を示す。この例では、超音波センサーシステム655は、プラテン40の下に超音波送信機664と超音波受信機666とを含む。超音波送信機664および超音波受信機666は、それぞれ超音波送信機層614および超音波受信機層616の例である。したがって、超音波センサーシステム655は、図6Bに集束層612が示されていないことを除いて、センサーシステム610の一実施形態のより詳細な例を構成する。

いくつかの例では、制御システム660は、図6Aに示すプロセッサ620に対応してもよい。いくつかの例では、制御システム660は、図1Dの制御システム190であってもよく、あるいは制御システム190の一部であってもよい。

超音波送信機664は、実質的に平面状の圧電送信機層22を含んでもよく、平面波生成装置として働くことが可能であってもよい。超音波は、印加される信号に応じて、層を拡張または収縮させるために圧電層に電圧を印加し、それにより平面波を生成することによって生成され得る。この例では、制御システム660は、第1の送信機電極24および第2の送信機電極26を介して圧電送信機層22に電圧を印加させることがある電圧を生じさせることが可能であってもよい。このようにして、超音波は、圧電効果によって層の厚さを変えることによって作成されてもよい。この超音波は、プラテン40を通過して肢などの対象の方へ向かってもよい。ターゲット物体によって吸収されず、また透過されなかった超音波の一部は、プラテン40を通って戻るように反射される場合があり、超音波受信機666によって受け取られることがある。第1および第2の送信機電極24および26は、金属化電極、たとえば圧電送信機層22の両面を被覆する金属層であってもよい。

超音波受信機666は、(本明細書ではバックプレーンと呼ばれることもある)基板34上に配設されたセンサーピクセル回路32のアレイと、圧電受信機層36とを含んでもよい。いくつかの実装形態では、各センサーピクセル回路32は、1つまたは複数のTFT要素と、電気的相互接続トレースとを含んでもよく、いくつかの実装形態では、ダイオード、キャパシタなどの1つまたは複数の追加の回路要素を含んでもよい。各センサーピクセル回路32は、ピクセル回路に近接する圧電受信機層36内に生成された電荷を電気信号に変換するように構成されてもよい。各センサーピクセル回路32は、圧電受信機層36をセンサーピクセル回路32に電気的に結合するピクセル入力電極38を含んでもよい。

図示の実装形態では、受信機バイアス電極39は、プラテン40に近接する圧電受信機層36の一面上に配設される。受信機バイアス電極39は、金属化電極であってもよく、どの信号をセンサーピクセル回路32のアレイに渡したらよいかを調整するために接地されるかまたはバイアスをかけられてもよい。プラテン40の露出面(上面)42から反射された超音波エネルギーは、圧電受信機層36によって局所化された電荷に変換されてもよい。これらの局所化された電荷は、ピクセル入力電極38によって収集され、下にあるセンサーピクセル回路32に渡されてもよい。電荷は、センサーピクセル回路32によって増幅されるかまたは緩衝され、次いで制御システム660に供給されてもよい。

制御システム660は、(直接的または間接的に)第1の送信機電極24および第2の送信機電極26に電気的に接続されるとともに、基板34上の受信機バイアス電極39およびセンサーピクセル回路32に電気的に接続されてもよい。いくつかの実装形態では、制御システム660は実質的に上述のように動作してもよい。たとえば、制御システム660は、センサーピクセル回路32から受け取られた増幅された信号を処理することが可能であってもよい。

プラテン40は、受信機に音響結合することができる任意の適切な材料であってもよく、この材料の例にはプラスチック、セラミック、サファイヤ、金属およびガラスが含まれる。いくつかの実装形態では、プラテン40はカバープレートであってもよく、たとえばディスプレイのためのカバーガラスまたはレンズガラスであってもよい。いくつかのそのような実装形態によれば、プラテン40は、1つまたは複数の種類のパリレンなどの1つまたは複数のポリマーを含んでもよく、大幅により薄くてもよい。いくつかのそのような実装形態では、プラテン40は、厚さが数十ミクロンであってもよく、あるいは場合によっては10ミクロン未満であってもよい。

圧電受信機層36を形成するのに使用される場合がある圧電材料の例には、適切な音響特性、たとえば約2.5MRaylと5MRaylとの間の音響インピーダンスを有する圧電ポリマーが含まれる。利用される場合がある圧電材料の具体的な例には、ポリフッ化ビニリデン(PVDF)およびポリフッ化ビニリデン-トリフルオロエチレン(PVDF-TrFE)コポリマーなどの強誘電体ポリマーがある。PVDFコポリマーの例には、60:40(モルパーセント)PVDF-TrFE、70:30 PVDF-TrFE、80:20 PVDF-TrFE、および90:10 PVDF-TrFEがある。利用される場合がある圧電材料の他の例には、ポリ塩化ビニリデン(PVDC)ホモポリマーおよびコポリマー、ポリテトラフルオロエチレン(PTFE)ホモポリマーおよびコポリマー、ならびに臭化ジイソプロピルアンモニウム(DIPAB)がある。

圧電送信機層22および圧電受信機層36の各々の厚さは、超音波を生成し受け取るのに好適であるように選択されてもよい。一例では、PVDF圧電送信機層22は約28μm厚であり、PVDF-TrFE受信機層36は約12μm厚である。超音波の例示的な周波数は、5MHz〜666MHzの範囲内であり、波長は、1ミリメートル以下程度である。

図7Aは、いくつかの実施形態による超音波血圧計算デバイスとして使用されるように構成されたモバイルコンピューティングデバイスのブロック図である。図7Bは、図7Aのモバイルコンピューティングデバイスの一部の断面図である。この実施形態では、モバイルコンピューティングデバイス700のボタン714(たとえば、親指ボタン)内に超音波センサー720が埋め込まれる。代替実装形態では、モバイルコンピューティングデバイス700のディスプレイガラス710の一部の下方に超音波センサー720が埋め込まれてもよい。

この例では、超音波センサー720は、集束層722と、超音波送信機層724と、超音波受信機層726とを含む。集束層722は、本明細書において開示される集束層実施形態のいずれかに従って構成されてもよい。モバイルコンピューティングデバイス700の1つまたは複数の電子構成要素が超音波センサー720に結合され、超音波測定デバイスの電子構成要素(たとえば、図6Aのプロセッサ620、RFモジュール630、および電源640)のうちの1つまたは複数として構成されるかまたは適合されてもよい。いくつかの実施形態では、ユーザが、ディスプレイガラス710におけるセンサーの上に位置する部分上またはボタン714上に指5を置いたときに、血圧を推定するのに適した測定値を含む心臓血管測定がモバイルコンピューティングデバイス700の制御システムによって実行されてもよい。

上述のように、超音波心臓血管測定デバイスのいくつかの実装形態は、超音波センサーシステムと制御システムとを含んでもよい。超音波センサーシステムは、いくつかの例では、図1Dに示され上記において説明したセンサーシステム185の例(またはセンサーシステム185の構成要素)であってもよい。超音波センサーシステムは、いくつかの例では、図6Aに示され上記において説明したセンサーシステム610の例であってもよい。同様に、制御システムは、いくつかの例では、図1Dに示された制御システム190の例(または制御システム190の構成要素)であってもよい。

いくつかの実装形態では、超音波心臓血管測定デバイスはモバイルデバイスに組み込まれてもよい。たとえば、超音波センサーシステムは、モバイルコンピューティングデバイスのボタンまたはディスプレイ内に組み込まれてもよく、制御システムは、モバイルコンピューティングデバイスの制御システムの一部であってもよい。いくつかの実装形態では、超音波心臓血管測定デバイスは装着可能に構成されてもよい。いくつかの例では、超音波心臓血管測定デバイスは、備え付け品(たとえば、家具、運動機器、ステアリングホイールなどの自動車用備え付け品など)に組み込まれてもよく、対象が備え付け品を使用するときに対象に接触するように構成されてもよい。

超音波センサーシステムは、いくつかの例では、超音波平面波を生成するように構成された超音波送信機層を含んでもよい。超音波センサーシステムは、集束層を含んでもよい。集束層は、1つまたは複数のレンズを含んでもよい。いくつかの例では、レンズの各々は、超音波平面波を超音波ビームとして集束させるように構成されてもよい。いくつかのそのような例によれば、1つまたは複数のレンズは、超音波平面波を、図2Cに示す動脈長手方向軸などの動脈長手方向軸を横切らせて超音波ビームとして集束させるように構成されてもよい。しかし、超音波ビームは、特定の実装形態および使用事例に応じて動脈長手方向軸に垂直であってもよく、あるいは垂直ではなくてもよい。

超音波センサーシステムは、いくつかの例では、超音波受信機層を含んでもよい。検出された超音波反射に対応する出力信号を生成するように構成された1つまたは複数の受信機要素を備える超音波受信機層。

制御システムは、1つまたは複数の心臓血管特性に対応する値を計算するように出力信号を処理することが可能であってもよい。そのような心臓血管特性は、特定の実装形態に応じて異なってもよい。いくつかの例では、心臓血管特性は、拡張、動脈径、動脈管腔、および/または脈波伝播速度を含んでもよい。いくつかのそのような例によれば、制御システムは、超音波受信機層からの出力信号に少なくとも部分的に基づいて血管の断面積を計算することが可能であってもよい。いくつかの例では、制御システムは、超音波受信機層から複数回受け取られた出力信号に少なくとも部分的に基づいて血管の断面積の複数回の計算を実行することが可能であってもよい。いくつかのそのような実装形態では、制御システムは、たとえば、マイクロフォンからの出力信号、超音波受信機層からの出力信号、拡張、動脈径、動脈管腔などの検出された変化に応じて、鼓動の発生回数を判定することが可能であってもよい。いくつかのそのような実装形態によれば、超音波受信機層から複数回受け取られる信号は、鼓動の発生例間の時間間隔で受け取られる場合がある。

いくつかの例では、集束層のレンズは、円柱レンズ、球状レンズ、凹レンズ、凸レンズ、ゾーンレンズ、および/またはゾーンプレートを含んでもよい。いくつかの実施形態によれば、集束層は、1つまたは複数のレンズが埋め込まれた音響整合材料を含んでもよい。いくつかの事例では、超音波ビームは、直線状の超音波ビームであってもあるいは実質的に直線状の超音波ビームであってもよい。いくつかの実装形態によれば、集束層は、動脈長手方向軸に沿って離間された少なくとも2つのレンズを含んでもよい。いくつかのそのような例によれば、制御システムは、動脈長手方向軸に沿って伝播する動脈圧脈波の脈波伝播時間または脈波伝播速度を計算することが可能であってもよい。

いくつかの例では、集束層は、超音波センサーシステムの外面に対してある角度に向けられた少なくとも1つのレンズを含んでもよい。超音波センサーシステムは、使用時に、レンズが、動脈血の移動に関係する反射音響波の散乱および反射を生じさせる角度に向けられるように構成されてもよい。いくつかのそのような実装形態によれば、制御システムは、超音波受信機層からの出力信号によって示されるドップラーシフトまたはドップラーシフト関連信号に少なくとも部分的に基づいて血流速度を計算することが可能であってもよい。いくつかの例では、集束層は、超音波平面波を第1の焦点深度に集束させるように構成された第1のレンズと、超音波平面波を第2の焦点深度に集束させるように構成された第2のレンズとを含んでもよい。本明細書では様々な例を開示し、以下において説明する。

いくつかの実装形態では、心臓血管特性は血圧を含んでもよい。いくつかのそのような実装形態によれば、制御システムは、超音波センサーシステムを、少なくとも2回の測定を行うように制御することが可能であってもよく、少なくとも2回の測定は、対象の肢の2つ以上の異なる測定高度の各々において行われる少なくとも1回の測定を含む。いくつかのそのような実施形態では、制御システムは、少なくとも2回の測定に基づいて血流量差を判定することが可能であってもよい。いくつかのそのような実装形態によれば、制御システムは、少なくとも2回の測定の2つ以上の異なる測定高度に基づいて静水圧差を判定することが可能であってもよい。いくつかのそのような実装形態では、制御システムは、血流量、静水圧差、および血流量差のうちの1つまたは複数の値に基づいて血圧を推定することが可能であってもよい。

集束層のレンズは、特定の実装形態に応じて可視光を透過させてもよくあるいは透過させなくてもよい。いくつかの実装形態では、超音波トランスデューサは、アコースティックエミッションのための単一の要素と複数の受信機要素とからなってもよい。単一の送信要素は、トランスデューサ積層の頂面において平面波と見なされる音響波面を生成してもよい。いくつかの実装形態によれば、レンズは、音響エネルギーがレンズの焦点の周りに集中するようにレンズに入射する平面波セグメントを集束させることができる。いくつかの実装形態では、1つまたは複数のそのようなレンズは、装着型超音波センサーが装着され使用されているときに、レンズの焦点が装着者の組織内部に位置するように構成されてもよい。音響学的に適用されるレンズは、超音波をレンズ材料の屈折率に従って屈折させる形状(円柱、球、凹、凸など)および音響(すなわち、音速)特性を有する要素である。光学系に対して、音響系は基準媒質を有さない。光学系は、真空伝播速度が定数であるのでこれを基準として使用し、一方、音は真空中を伝わらないので、音波は同じ一定の基準媒質を有さない。レンズを医療用途において音を屈折させるように設計する際、必要に応じて水または油などの材料が基準として使用される。このことについて述べる理由は、光学系と音響系の両方にスネルの法則が適用されるが、スネルの法則によれば、屈折率は、レンズ材料とレンズの前方の伝播材料との間の屈折率の比によって決定されるからである。生物医学用途では、伝播媒質は、伝播音速が(平均で)1500m/s程度である組織を含む。スネルの法則を検討することによって、音波の集束を凹レンズ構造と凸レンズ構造のどちらでも実現できることが認識されよう。そのような集束は、媒質の音速間の比およびレンズの形状によって生じる。

図8Aおよび図8Bは、集束層のいくつかの実装形態において使用される場合がある凹レンズおよび凸レンズの例を提示する。これらの例では、C1は、レンズの外側の伝播媒質中の音速を表し、C2は、レンズ内の音速を表す。図8Aは、音響平面波が凸レンズによって集束される例を示し、一方、図8Bは、音響平面波が凹レンズによって集束される例を示す。いくつかの実施形態では、レンズは、ポリスチレンまたはアクリルなどの射出成形されたプラスチックを使用して製造されてもよい。

いくつかの実施形態では、焦点領域のサイズを知ることが重要である。焦点領域のサイズは、対象となる組織の位置の特定に関する公差を決定する。たとえば、受け取られる音響波の音響エネルギーの大部分が動脈内に位置するようにレンズの焦点を動脈断面内に有することが好ましい。いくつかの信号処理手順では、この条件が満たされた場合に動脈特性の抽出がよりロバストになることがある。

図9は、集束層に含めるのに適したレンズの一例を示す。環状の集束要素の焦点領域サイズを近似するために使用できる数式の例を、図9を参照しながら以下に示す。この場合も、C1は、レンズの外側の伝播媒質中の音速を表し、C2は、レンズ内の音速を表す。レンズの屈折率n2は次のように判定されてもよい。

同様に、伝播媒質の屈折率n1は、伝播媒質中の音速の逆数として表されてもよい。レンズを凹レンズとして機能させるには、C2をC1よりも大きくすべきであり、このことは、n2がn1未満であることを意味する。

集束領域905の断面直径は、以下の数式に従って近似されてもよい。

上式において、Fはレンズ900の焦点距離を表し、aはレンズ900の半径を表し、λは音響波長を表し、K_tは、50度未満の角度の場合に約1である。
いくつかの例では、焦点距離のサイズは、有限要素シミュレーションに従って決定されてもよい。

上記に提示された例では、レンズは集束側に連続的な平滑面を有する。他の実装形態は異なるレンズ形状を含んでもよい。

図10は、集束層のいくつかの実施形態に含められる場合があるゾーンレンズの一例を示す。図10のゾーンレンズ1000は、前に説明した凹レンズと同じ一般概念を利用するが、焦点において非破壊干渉が低減するという違いがある。この例では、ゾーンレンズ1000は、互いに重ね合わされた同心積層リング1010から構成される。したがって、そのような実装形態は、いくつかの製造プロセスでは、凹レンズよりも実装が容易である。この例では、積層リング1010の各々は厚さが波長の2分の1である。これによって、積層リング1010の各々から出射した波面は互いに干渉して同相になる。この概念は、本明細書ではゾーンプレートとも呼ばれるフレネルプレートと同様である。ただし、フレネルプレートは平面である。図11は、集束層に含めるのに適したゾーンプレートの一例を示す図である。

図11は、ゾーンプレートの正面図および側面図を示す。音響波は、音響非遮断材料を透過する場合があるが、音響非遮断材料によって強く減衰されることがある。音響非遮断材料を透過する音響波は、互いに干渉し、軸1100に沿ってビームを収束させる場合がある。

いくつかの実装形態は、超音波を案内し収束させることができる音響導波路を含んでもよい。たとえば、内部にトンネルが穿孔された平面または局面を有することによって音を収束させることが可能である。このようなトンネルは、表面に対する入射平面波に関する音響移動時間がプレートのそれぞれの位置で異なるように設計されてもよい。したがって、所望の焦点における音響干渉は、移動時間を操作することによって適合することができる。

また他の実装形態は、レンズの中心とレンズの縁部との間に密度勾配を有するレンズを含んでもよい。密度を操作することによって、材料中の音速も操作され、したがって、そのような密度勾配によって超音波を収束させることができる。

本明細書において開示する種類のレンズの適切な材料のいくつかの例を、材料パラメータとともに以下の表に示す。この材料リストは、網羅的ではなく、いくつかの他の材料を適切に適用可能である。提示されるパラメータは、近似値であり、温度などの因子に依存する。

いくつかの実装形態では、凸レンズのレンズ材料は、音速が1000m/s程度である場合があるシリコーンゴムを含んでもよい。いくつかの実装形態では、凸レンズのレンズ材料は、音速が950m/s程度である場合があるPDMSを含んでもよい。これらの材料は、凸レンズによる1500m/s程度の音速での水/組織内での集束を可能にする。

いくつかの実装形態は、PMMAもしくはGPPS、またはエポキシなどの材料を含む凹レンズを含んでもよい。

反射係数は、適切なレンズ材料を選択する際の1つの決定要因であってもよい。反射係数は、次式によって表されてもよい。

上式において、Z₁は第1の媒質のインピーダンスを表し、Z₂は第2の媒質のインピーダンスを表す。

レンズ/皮膚界面と対応する反射値および透過値のいくつかの例を以下の表に示す。

この反射および透過表から、エポキシおよびGPPSが外側レンズに適切な材料であることがわかる。GPPSは、平滑面構造を有するので医療超音波トランスデューサにおいてしばしば使用される。しかし、PMMAが適切なレンズ材料である場合もある。

エポキシは、他の材料と混合して化合物の密度を変更することが容易であるという利点を有する。各材料を混合する1つの目標は、皮膚のインピーダンスにできるだけ近い音響インピーダンスが得られるようにして、反射エネルギーを低下させることである。

レンズの材料を選択する際に検討される場合がある別の要因は減衰である。GPPSとPMMAはどちらも、音響減衰が弱く、したがって、魅力的な材料である。

図12は、集束層において使用するのに適したレンズの別の例を示す。この例では、レンズ900は、皮膚表面1200に隣接する凹レンズである。ここで、レンズ900は、直径Wと、高さHと、焦点距離F_iと、寸法D_xおよびD_zを有する集束領域905とを有する。

F_iの4つの例を含む、図12に示すような実装形態に関する入力パラメータの例がTable 3(表3)に示されている。

Table 3(表3)において、L_tは、一例による、焦点距離F1〜F4を有する4つのレンズを含む集束層の部分の全長を表す。以下の表は、1つのそのような例によるレンズのアレイの計算された寸法を示す。

1程度のF値F#は製造するのが困難である場合がある。しかし、上記の例は説明のための例にすぎない。これらの例では、パラメータDzは3.2〜4.8mmの範囲であり、これは橈骨動脈または尺骨動脈の断面をカバーするのに十分である。一例では、各レンズの直径は、トランスデューサ長が21mmで幅が6mmの組立て幅を可能にする。

円柱レンズを含むいくつかの実装形態では、トランスデューサの長さは21mm以上(または21mm以下)程度であってもよく、所望の動脈を横切るトランスデューサの幅は、10mm〜25mm以上程度であってもよい。より小さい幅も可能であるが、シート状の音響は、環状の集束レンズに存在するような単一の集束音波ビームにより類似したものになる。

本明細書で開示する実施形態は、心臓血管特性の測定値を取得するように構成された装着型超音波測定デバイスにおいて使用される装着型超音波センサーを含む。特に、いくつかの実施形態は、平面波として放出された超音波の方向を定めるように構成された装着型超音波センサーであって、平面波が、入射波面がレンズに平行と見なされるように、無視できる湾曲を有する波面を有する装着型超音波センサーを含んでもよい。この波面は、対象の肢内部に伝播することができる1つまたは複数の超音波ビームとして1つまたは複数のレンズによって変換されてもよい。波面の波長は、電気機械特性によって音響波を開始する発電圧電材料の励起周波数によって決まる。この圧電材料は、いくつかの例では、分極されたポリフッ化ビニリデン(PVDF)であってもよい。励起周波数は、手首または指上に装着され、測定目標を橈骨動脈、尺骨動脈、または指動脈のうちの1つに定めるデバイスの場合は10MHz〜50MHz程度であってもよい。この程度の励起周波数は、組織において30μm〜150μm程度の波長をもたらし、GPPSのレンズ材料において49μm〜250μm程度の波長をもたらす。正確な値は、特定の実装形態において使用される材料中の波伝播によって決まる。たとえば、PVDFの放射体とレンズとの間の材料としてPMMAが使用される場合、56μm〜28μm程度の波長を予期することができる。

いくつかの実施形態では、集束ビームは、動脈が、センサーの位置において変位するかまたはずれる可能性があるにもかかわらず超音波ビーム内に残るのを可能にする長軸寸法を有してもよい。いくつかの実施形態では、超音波ビームは、直線状の超音波ビームであっても、あるいは実質的に直線状の超音波ビームであってもよい。いくつかの例では、超音波ビームは、対象となる動脈が皮膚に最も近くなる肢の周囲上の位置(たとえば、指、手首、足首など)を中心とする回転度の範囲にわたって延びる長軸寸法を有する断面を有してもよい。いくつかの実施形態では、超音波の平面波は、長軸寸法が肢の円周の一部に沿って延びるように放出されてもよい。いくつかの実施形態では、平面状超音波ビームの長軸寸法は、肢の円周全体に沿って延びてもよい。いくつかの実施形態では、動脈の方向に垂直な平面状超音波ビームの長さは、動脈の方向における幅よりも大きい。いくつかの実施形態は、(たとえば、環状のトランスデューサに関して図示されているように)軸方向において高度に集束され組織の横方向に沿って一様に分散された集束音響ビームを生成することが可能であってもよい。いくつかのそのような実施形態は、1つまたは複数の円柱レンズを含んでもよい。いくつかの例は、レンズのサイズに対応する幅および長さと、レンズの焦点距離に対応する深さとを有する超音波ビームを生成してもよい。焦点深度後の形状は概して、音響エネルギーの拡散に対応し、この拡散は受け取られる音響応答に対する影響が弱い場合がある。

様々な実施形態は、センサーに対する動脈の変位によるアーティファクトを最小限に抑えるかまたは回避するように心臓血管特性を測定することができる装着型超音波測定デバイスを提供する場合もある。そのような変位は、肢の意識的な動き、たとえば、腕の揺動に起因するセンサーの震動または慣性運動によって生じることがある。したがって、様々な実施形態の装着型超音波測定デバイスは、動脈の厳密な位置を知らずに対象上に配置されてもよい。

図13Aおよび図13Bは、いくつかの実施形態による集束層を有する超音波センサーシステムを示す。集束層612は、この例ではレンズ900a、900b(集合的に900)を含む。図13Bは、レンズ900cが円柱レンズであり、一方、他の実装形態では、レンズ900のうちの少なくとも1つは、球状レンズなどの別の種類のレンズであってもよい。この例では、超音波ビーム1330cは、レンズ900cによって超音波平面波から生成され、直線状のビームまたは実質的に直線状のビームである。超音波平面波が超音波送信機層614から集束層612を通って伝播する際、レンズ900のうちの1つまたは複数は、平面波を、この例ではx軸に対応する、動脈9の動脈長手方向軸を横切るそれぞれの超音波ビーム1330a、1330b(集合的に1330)として集束させてもよい。いくつかの実施形態では、各超音波ビーム30は、肢5内の動脈9の動脈長手方向軸を垂直方向に、たとえば、y軸に沿って集束されてもよい。しかし、代替実装形態では、超音波ビームは、動脈9の動脈長手方向軸を横切って延びてもよいが、動脈長手方向軸を横切って垂直方向に延びなくてもよい。しかし、代替実装形態では、超音波ビームは、動脈9の動脈長手方向軸を横切って、動脈長手方向軸に対して垂直である、20度以内の角度で延びてもよい。言い換えれば、この角度は、動脈長手方向軸の垂線の20度以内であってもよい。

動脈9および周囲の組織が、集束された平面状超音波ビームを反射したときに、超音波反射は、受信機層616の超音波トランスデューサ層1320の方へ戻ってもよい。超音波トランスデューサ層1320は、超音波反射を電気信号に変換し、この電気信号が、受信機層616の薄膜トランジスタ(TFT)層530内に構成された受信機アレイ(たとえば、1332aまたは1332b、集合的に1332)によって受け取られ増幅される。

図13Aに示す実施形態では、超音波反射は、超音波受信機層616に入射する前に集束層612のレンズ(たとえば、900aまたは900b)を通って伝播してもよい。いくつかの実施形態では、受信機アレイ1332は、レンズ900の真下に配置されてもよく、それによって信号対雑音比を高め、ビーム広がりを低減させる。他の実施形態では、受信機アレイ1332は、それぞれのレンズ900a、900bの配置に対して水平方向にずらして配置されてもよい。

受信機アレイ532の各々によって生成された出力信号は、様々な心臓血管特性を測定できるようにプロセッサ(たとえば、図6Aのプロセッサ620)に伝達されてもよい。たとえば、単一の受信機アレイ1332aまたは1332bの出力は、たとえば、動脈9の断面積および拡張を測定するために使用されてもよい。動脈長手方向軸に沿って既知の距離だけ離間された少なくとも2つの受信機アレイ1332aおよび1332bを有する実施形態では、プロセッサは、受信機アレイ532のそれぞれの出力を使用して、動脈圧脈波が動脈内を伝播する際の動脈圧脈波の脈圧伝播時間(PTT)および脈波伝播速度(PWV)を判定してもよい。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、非動脈情報に対応する出力信号の部分(すなわち、対象となる動脈を囲む生物組織によって生じる反射に起因する信号寄与)をフィルタ処理するために出力信号の特定の前処理を実行するように構成されてもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、プロセッサは、所与の組織深度に対応するサンプルウィンドウにおいてセンサーからの受け取られた出力信号を探索するように構成されてもよい。サンプルのウィンドウは、レンジゲートと呼ばれることもある。動脈信号は、いくつかの処理技法によって各レンジゲートに存在するか否かが特定されてもよい。これらの技法のうちのいくつかは、レンジゲート内部の受け取られた信号の信号強度を比較する。動脈壁は通常、血球よりも強い反射を生じさせる。したがって、動脈区間は、高強度から低強度になり、次いで、レンジゲート内部の信号が動脈壁の裏側に対応するときに再び高強度になる推移を観測することによって特定されてもよい。
図14は、超音波反射に対応する信号に従って動脈壁を検出する例を示す。この例では、垂直軸は、超音波受信機要素から受け取られた信号振幅に対応し、水平軸は時間に対応する。高振幅信号1405aおよび1405bは、動脈壁からの反射に対応する。

いくつかの実装形態は、音響波を所与のパルス繰返し周波数(PRF)によって繰り返し放出することによって、レンジゲートを所与の組織深度において経時的に観測するように構成されてもよい。レンジゲートが動脈壁に対応する深度に位置するとき、レンジゲートウィンドウ内のスパイクが位相シフトするかまたは時間シフトし、このことは放出ごとに追跡することができる。具体的には、パルス繰返しごとに、図1Aに示す動脈波形と同様な動脈波形に関する単一のサンプルを特定することが可能である場合がある。

他の信号処理方法は、血管壁からの信号におけるドップラーシフトの追跡を含んでもよい。他の技法は、フロープロファイルを観測することを含んでもよい。

図15は、出力サンプリング方式を容易にするための少なくとも1つの円柱レンズを有する装着型超音波センサーシステムの一例を示す。上記で説明したように、円柱レンズ900は、超音波送信機層614からの超音波平面波を動脈9の動脈長手方向軸を横切らせて超音波ビーム30として集束させるように構成されてもよい。いくつかのそのような例では、超音波ビームは、直線状の超音波ビームであってもあるいは実質的に直線状の超音波ビームであってもよい。動脈9および周囲の組織は、超音波と相互作用し、超音波エネルギーの一部を超音波反射として円柱レンズ900の方へ反射してもよい。

図6に示す実施形態では、円柱レンズ900は、レンズに入射した超音波反射の方向を、超音波受信機層616内の超音波トランスデューサ層の下方に配置された受信機アレイ1532の方に変更する。円柱レンズ900の光学系に起因して、超音波反射は受信機アレイ1532内の受信機要素1534のサブセット(たとえば、1つまたは複数の特定の行および/または列)に集中してもよい。

いくつかの実装形態では、プロセッサ(たとえば、図6Aのプロセッサ620)は、検出された超音波反射が集中する受信機アレイ1532内の位置における受信機要素1534のサブセットに対応する出力信号のみをサンプリングするように構成されてもよい。その結果、プロセッサは、それぞれの受信機アレイ1532からサンプリングされる出力信号の数を限定し、消費電力を減らしてもよい。いくつかの実装形態では、プロセッサは、受信機要素1534のサブセットを信号振幅に関して最も強い出力信号を生成する受信機要素として選択してもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサは、所望の信号対雑音比を取得するために選択された受信機要素1534の数を調整してもよい。

図16Aは、さらなる実施形態による集束層を有する装着型超音波センサーシステムの一例を示す。前に説明したように、集束層612は、1つまたは複数の円柱レンズ900を含んでもよい。集束層612は、装着型超音波センサーシステム610が対象の肢上に配置されたときに、集束された平面状超音波ビームが動脈内の血流に対して非直交角度(θ)に(この例では図16に示すx軸に沿って)放出されるように向きを定められた円柱レンズ912を含んでもよい。集束された平面状超音波ビームを動脈内の血流に対して非直交角度(θ)に放出すると、超音波反射におけるドップラーシフト、および場合によっては、ドップラーシフトを示す超音波反射の強度を測定することによって、血流速度および血流量の測定が可能になる。

上記で説明したように、血圧測定値は、脈波伝播速度(PWV)、動脈拡張(図5BのδA)、および平均動脈断面積(図5Bの<A>)を測定することによって取得されてもよい。前述の実施形態では、脈波伝播速度(PWV)は、超音波受信機層616内の動脈軸に沿って一定の距離だけ分離された2つの受信機アレイ1332a、1332b間の脈波伝播時間(PTT)を検出することによって判定されてもよい。円柱レンズ912を集束層612に組み込むことによって、動脈断面積(dA)の変化に対する血流量(dQ)の変化の測定に基づいて、脈波伝播速度(PWV)を測定するための代替方法が実行されてもよい。

動脈体積(または断面積A)を通る血流の速度(v)に基づいて血流量の変化が判定されてもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、血流量Qは、次のように数式(12)に従って表されてもよい。
Q=v^*A (12)

いくつかの実施形態では、血流速度(v)は、送られた超音波の周波数(f_t)と検出された超音波反射の周波数(f_r)との間のドップラーシフトに基づいて、超音波的に判定されてもよい。たとえば、血流速度(v)は、数式(13)に従って表されてもよい。

上式において、θは、送られた平面状超音波ビームと血流の方向との間の相対角度であり、cは、血液中の音速(たとえば、1540m/s)に等しい定数である。

いくつかの実施形態では、集束層612は、デバイスが対象に取り付けられたときに、収束された超音波ビームが動脈内の血流に対して約45度の角度に放出されるように向きを定められた円柱レンズ912を含んでもよい。動脈9内で移動する血球は、超音波の一部をドップラーシフトされた周波数(f_r)によってレンズ912の方へ反射する。

超音波反射が円柱レンズ912に入射したときに、レンズは、超音波反射の方向を超音波受信機層616内の受信機アレイ1332cの方に変更してもよい。受信機アレイ1332cは、超音波反射を検出し、検出された超音波反射に対応する出力信号をプロセッサ(たとえば、図6Aのプロセッサ620)に供給してもよい。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、ドップラーシフトされた周波数(f_r)を出力信号から測定するように構成されてもよい。いくつかのパルスドップラー実装形態では、時間シフトされた信号は、パルス繰返しごとに同じレンジゲート深度において評価されてもよい。いくつかの実装形態では、血流速度は、2つの連続するレンジゲートを相関させることによって測定されてもよい。他のパルスドップラー実装形態は、血流の一部またはすべてを対象とするレンジゲートウィンドウを定め、その後、信号のフーリエ変換を実行して周波数シフトされた成分を検出することを含んでもよい。そのような実装形態は、トランスデューサに近い血管に関して満足行く結果をもたらすことができる。いくつかの連続ドップラー実装形態は、この方法に従って血流速度を判定してもよい。

プロセッサ(たとえば、図6Aのプロセッサ620)は、超音波送信機層614によって生成された超音波平面波の周波数(f_t)、測定されたドップラーシフトされた周波数(f_r)、および血流の方向に対して超音波の平面状ビームが放出された角度(θ)を知ることによって、数式(13)に従って血流速度(v)を計算することができる。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、レンズ(たとえば、レンズ900aおよび900b)のうちの1つの下方に配置された受信機アレイ(たとえば、アレイ1332a、1332b)のうちの1つから取得された出力信号から動脈断面積(dA)の変化を測定してもよい。これらの追加の測定値が与えられれば、プロセッサは、血流量(dQ)および脈波伝播速度(PWV)の変化を計算するように構成されてもよい。図16Bは、拍動の間の動脈の流量と断面積との間の関係を示すグラフである。いくつかの例では、プロセッサは、図16Bに示すように、たとえば、QAプロットの線形部分に当てはまる線形回帰線の勾配の推定を実行してもよい。勾配の線形部分は、動脈波形の収縮期に関するAおよびQを表す。勾配はPWVに対応するように示すことができる。

図17は、いくつかの実施形態によるいくつかの異なるレンズを含む集束層を有する装着型超音波センサーシステムを示す。たとえば、集束層612は、それぞれに異なる焦点深度を有する2つ以上のレンズを含んでもよい。いくつかの例では、レンズのうちの少なくとも1つは、円柱レンズであってもよい。図17に示す実施形態では、レンズは焦点深度F1、F2、F3、およびF4を有する。ここで、レンズ900cは、レンズ900a、900b、900c、および900dのそれぞれの焦点距離F1、F3、およびF4よりも小さい焦点深度F2を有するように構成される。レンズ900dは、他の円柱レンズ900a、900b、および900cのそれぞれの焦点深度F1、F2、およびF3よりも長い焦点距離F4を有するように構成される。図17に示す焦点距離F1〜F4および寸法W、L_t、L_m、およびHは、図12ならびにTable 3(表3)およびTable 4(表4)を参照しながら上記において説明したのと同じ寸法の例である。

複数のレンズをそれぞれに異なる焦点距離を有するように構成すると、平面状超音波ビームを対象の組織内のそれぞれに異なる深度に収束させることが可能になり、それによって、対象となる動脈の中心からの超音波反射に対応する受信機アレイ1332a、1332b、1332c、1332d、および1332e(集合的に受信機アレイ1332)のうちの少なくとも1つから出力信号を取得する確率が高まる場合がある。いくつかの実施形態では、プロセッサ(たとえば、図6Aのプロセッサ620)は、受信機アレイ1332内の各トランスデューサからの出力信号の予備的な走査を実行して、様々な心臓血管特性を測定する際に使用するのに好適な動脈情報が中心となる信号を有するトランスデューサを判定するように構成されてもよい。いくつかの実装形態によれば、プロセッサは、これを同じ組織深度におけるレンジゲート信号を比較することによって判定してもよい。最高の位相シフトまたは時間シフトを有する信号は、動脈に対する最良の焦点を有する信号である可能性が最も高い。他の実装形態は、各レンジゲートにおけるドップラーシフトを観測することを含んでもよい。ドップラーシフトは概して、動く組織を表す。

図18は、様々な実施形態による超音波センサーを使用して血圧を判定するための方法1800を示すプロセスフロー図である。方法1800の様々な動作は、1つまたは複数の心臓血管特性を測定するように構成された装着型超音波測定デバイスまたはモバイルコンピューティングデバイスによって実行されてもよい。いくつかの例では、この方法は、図1Dに示す装置180によって実施されてもよく、あるいは図6Bに示す装置600によって実施されてもよい。

ブロック1812において、様々な実施形態による超音波センサーシステムが、超音波平面波などの超音波パルスを生成してもよい。いくつかの実施形態では、超音波送信機層614は、プロセッサ(たとえば、図6Aのプロセッサ620)からの電気信号を超音波平面波の連続シーケンスまたはパルスシーケンスに変換するように構成されてもよい。

ブロック1814において、超音波センサーシステムの集束層112内の1つまたは複数のレンズは、対象の肢内部において動脈の動脈長手方向軸を横切るように投影される超音波ビームとして超音波平面波を集束させる。いくつかの実施形態では、レンズは、対象内のそれぞれに異なる深度において集束された複数の超音波ビームを形成するようにそれぞれに異なる長さを有するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、レンズは、超音波ビームが血流の方向に対して非直交角度で放出されるような向きに定められてもよい。

ブロック1816において、超音波センサーシステムは、超音波反射を検出し、平面状超音波ビームの反射に対応する出力信号を生成してもよい。いくつかの実施形態では、超音波センサーシステム610の超音波受信機層616は、超音波の反射をそれぞれの受信機アレイによって受信される場合がある電気信号に変換してもよい。これに応答して、それぞれの受信機アレイの各々は、検出された超音波反射に対応する出力を生成するように構成されてもよい。

省略可能なブロック1818において、プロセッサ(たとえば、620)は、出力信号のうちで、1つまたは複数の心臓血管特性の測定値を生成するための1つまたは複数の信号を選択してもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、プロセッサは、受信機アレイによって生成される場合がある出力信号のサブセットのみをサンプリングするように構成されてもよい。たとえば、図15に関してすでに説明したように、プロセッサは、受信機アレイ1532の個々の要素からの出力信号のサブセット(たとえば、最も強い出力信号)のみをサンプリングするように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、プロセッサは、たとえば、好ましくは対象となる動脈に対応する焦点深度において、特定の焦点深度から取得された超音波反射に対応する受信機アレイ1532からの出力信号を選択するように構成されてもよい。

省略可能なブロック1820において、プロセッサ(たとえば、620)は、対象となる動脈からの信号寄与を中心とするフィルタ処理された出力信号を取得するためにそれぞれの受信機アレイからの選択された出力信号をフィルタ処理してもよい。たとえば、いくつかの実施形態では、プロセッサは、超音波センサーからの出力信号を、カットオフ周波数が0.5〜50ヘルツ(Hz)以下程度であるハイパスフィルタを通過させるように構成されてもよい。その結果、動脈内を移動する血球の反射に対応する信号寄与(すなわち、動脈情報)が維持され、一方、対象の肢における動脈の周囲の緩やかに動く組織からの信号寄与は出力信号から除去される。

省略可能なブロック1822では、プロセッサ(たとえば、620)は、ブロック1818および1820からの任意に選択されフィルタ処理されたセンサー出力を含むセンサー出力を処理して1つまたは複数の心臓血管特性の測定値を判定してもよい。たとえば、上記で説明したように、プロセッサ120は、超音波センサーからの出力信号を使用して、動脈心拍間拡張、脈波伝播時間(PTT)、脈波伝播速度(PWV)、平均動脈断面積、血流速度、血流量、および血圧などの様々な心臓血管特性を計算してもよい。たとえば、血圧の計算は、動脈の応力-ひずみ関係、センサー出力に反映される距離または拡張測定値などの、組織の既知の特性または推定された特性を適用して圧力を計算することを含んでもよい。別の例として、プロセッサは、既知の距離だけ分離された2つの超音波センサーからのセンサー出力を処理して、脈圧波が各センサーの下方をいつ通過したかを拡張の変化から認識し、既知の距離を時間で除した値を使用して動脈内の脈波伝播速度を計算してもよい。さらなる例として、プロセッサは、超音波センサーからのセンサー出力を処理して、動脈の拡張または直径を推定してもよい。

ブロック1824において、プロセッサは、出力および/または取得された測定値を、RFモジュール(たとえば、630)およびアンテナ(たとえば、632)を介することなどによって、別のコンピューティングデバイスに送信してもよい。たとえば、プロセッサは、計算された心臓血管特性測定値を、操作者に表示するために、WLANなどのワイヤレス信号を介してスマートフォンなどのモバイルデバイスに送ってもよい。コンピューティングデバイスは、計算された心臓血管特性測定値を記憶し、処理し、ならびに/あるいは表示してもよい。

いくつかの実施形態では、ブロック1816において超音波センサーによって生成された出力は、スマートフォンなどの別のコンピューティングデバイスに直接送られてもよい。そのような実施形態では、コンピューティングデバイスは、出力信号から心臓血管特性を計算して、機能の限定されたプロセッサを装着型超音波測定デバイス100において使用できるようにしてもよい。

上述の方法の説明およびプロセスフロー図が、単に説明のための例として提供されており、様々な実施形態のステップが提示された順序で実行されなければならないことを要求または暗示するものではないことが、当業者には諒解されよう。さらに、たとえば、冠詞「a」、「an」、または「the」を使用する、単数形での請求項の要素へのいかなる言及も、その要素を単数形に限定するものとして解釈されるべきではない。

本明細書で開示した実施形態に関して説明した様々な例示的な論理ブロック、モジュール、回路、およびアルゴリズムステップは、電子ハードウェア、コンピュータソフトウェア、または両方の組合せとして実装されてもよい。ハードウェアとソフトウェアのこの互換性を明確に示すために、様々な例示的な構成要素、ブロック、モジュール、回路、およびステップについて、概してそれらの機能性に関して上記で説明した。そのような機能が、ハードウェアとして実装されるか、ソフトウェアとして実装されるかは、特定の適用例および全体的なシステムに課される設計制約によって決まる。当業者は、各特定の用途のための様々な方法で、説明した機能を実装してもよいが、そのような実装の決定は、範囲の実施形態からの逸脱を生じさせるように解釈されるべきではない。

本明細書において開示される実施形態に関連して説明された様々な例示的な論理、論理ブロック、モジュール、および回路を実施するのに使用されるハードウェアは、汎用プロセッサ、デジタル信号プロセッサ(DSP)、特定用途向け集積回路(ASIC)、フィールドプログラマブルゲートアレイ(FPGA)もしくは他のプログラム可能論理デバイス、ディスクリートゲート論理もしくはトランジスタ論理、ディスクリートハードウェア構成要素、または本明細書において説明した機能を実行するように設計されたそれらの任意の組合せを用いて実装されまたは実行されてもよい。汎用プロセッサはマイクロプロセッサであってよいが、代替として、プロセッサは、任意の従来のプロセッサ、コントローラ、マイクロコントローラ、またはステートマシンであってもよい。プロセッサはまた、コンピューティングデバイスの組合せ(たとえば、DSPとマイクロプロセッサとの組合せ、複数のマイクロプロセッサ、DSPコアと連携した1つもしくは複数のマイクロプロセッサ、または任意の他のそのような構成)として実装してもよい。代替的に、いくつかのステップまたは方法は、所与の機能に固有の回路によって実行されてもよい。

様々な実施形態における機能は、ハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、またはそれらの任意の組合せで実装されてもよい。ソフトウェアで実装される場合、機能は、非一時的コンピュータ可読媒体または非一時的プロセッサ可読媒体上に、1つまたは複数のプロセッサ実行可能命令またはコードとして記憶されてもよい。本明細書で開示する方法またはアルゴリズムのステップは、非一時的コンピュータ可読記憶媒体または非一時的プロセッサ可読記憶媒体上に存在する場合があるプロセッサ実行可能ソフトウェアモジュールにおいて具現化されてもよい。非一時的コンピュータ可読記憶媒体または非一時的プロセッサ可読記憶媒体は、コンピュータまたはプロセッサによってアクセスされ得る任意の記憶媒体であってもよい。限定ではなく例として、そのような非一時的コンピュータ可読またはプロセッサ可読媒体は、RAM、ROM、EEPROM、FLASHメモリ、CD-ROMもしくは他の光ディスクストレージ、磁気ディスクストレージもしくは他の磁気ストレージデバイス、または命令もしくはデータ構造の形態で所望のプログラムコードを記憶するために使用され、コンピュータによってアクセスされてもよい任意の他の媒体を含んでもよい。本明細書で使用するディスク(disk)およびディスク(disc)は、コンパクトディスク(disc)(CD)、レーザーディスク(登録商標)(disc)、光ディスク(disc)、デジタル多用途ディスク(disc)(DVD)、フロッピーディスク(disk)およびBlu-ray(登録商標)ディスク(disc)を含み、ディスク(disk)は通常、データを磁気的に再生し、ディスク(disc)は、レーザーを用いてデータを光学的に再生する。上記の組合せも、非一時的コンピュータ可読媒体およびプロセッサ可読媒体の範囲に含まれる。追加として、方法またはアルゴリズムの動作は、コンピュータプログラム製品に組み込まれてもよい、非一時的プロセッサ可読媒体および/またはコンピュータ可読媒体上のコードおよび/または命令の1つまたは任意の組合せまたはセットとして存在してもよい。

開示される実施形態の前述の説明は、任意の当業者が特許請求の範囲を製作または使用することを可能にするために提供される。これらの実施形態への様々な修正が当業者には容易に明らかになり、本明細書において定義される一般原理は、特許請求の範囲から逸脱することなく他の実施形態に適用されてもよい。したがって、特許請求の範囲は、本明細書に示す実施形態に限定されることを意図しておらず、以下の特許請求の範囲、ならびに本明細書で開示する原理および新規の特徴と一致する最も広い範囲を与えられるべきである。

9 動脈
10 血圧
22 圧電送信機層
24 第1の送信機電極
26 第2の送信機電極
32 センサーピクセル回路
34 基板
36 圧電受信機層
38 ピクセル入力回路
39 受信機バイアス電極
40 プラテン
42 露出面
100 方法
112 光送信機
114 光受信機
115 弾性バンド
116 光学系
120 光学センサー
122 光源
124 光検出器
126 平面状光学構造
130 プロセッサ
132 プログラム可能な処理ユニット
140 メモリ
150 無線周波数(RF)プロセッサ
152 アンテナ
160 電源
180 装置
185 センサーシステム
190 制御システム
195 インターフェースシステム
200 非干渉光学血圧計算デバイス
201 測定体積
210 光学センサー
220 高度センサー
230 RFモジュール
240 電源
250 電力スペクトル
252 非シフト部分
254 周波数シフトされた部分
252 静的信号
254 動的信号
300 外部プロセッサ
302 第1の高度
303 第2の高度
400 方法
450 電気的な等価回路
500 方法
530 薄膜トランジスタ(TFT)層
550 指数曲線
555 通常動作部分
600 装着型超音波測定デバイス
610 装着型超音波センサーシステム
612 集束層
614 超音波送信機層
616 超音波受信機層
620 プロセッサ
621 プログラム可能な処理ユニット
622 メモリ
630 無線周波数(RF)プロセッサ
632 アンテナ
640 電源
650 バックサポート
655 超音波センサーシステム
660 制御システム
664 超音波送信機
666 超音波受信機
700 モバイルコンピューティングデバイス
710 ディスプレイガラス
720 超音波センサー
722 集束層
724 超音波送信機層
726 超音波受信機層
900 円柱レンズ
900a、900b、900c、900d レンズ
905 集束領域
912 円柱レンズ
1000 ゾーンレンズ
1010 積層リング
1320 超音波トランスデューサ層
1330、1330a、1330b 超音波ビーム
1332、1332a、1332b、1332c、1332d、1332e 受信機アレイ
1405a、1405b 高振幅信号
1532 受信機アレイ
1534 受信機要素
1800 方法
C1 レンズの外側の伝播媒質中の音速
C2 レンズ内の音速
D₁ 第2の部分
n1 伝播媒質の屈折率
n2 レンズの屈折率
S₁ 第1の部分
S₂ 収縮期

Claims (29)

1. 血圧を計算する方法であって、
   1つまたは複数のセンサーによって、2回以上の測定を実行するステップであって、前記2回以上の測定からの少なくとも2つの測定値が、対象の肢のそれぞれに異なる測定高度に対応する、ステップと、
   プロセッサによって、前記2回以上の測定に基づいて血流量差を判定するステップと、
   前記プロセッサによって、前記2回以上の測定の前記2つ以上の異なる測定高度に基づいて静水圧差を判定するステップと、
   前記プロセッサによって、血流量、前記静水圧差、および前記血流量差のうちの1つまたは複数の値に基づいて血圧を推定するステップとを含む、方法。
2. 前記1つまたは複数のセンサーによって前記2回以上の測定を実行する前記ステップは、
   前記1つまたは複数のセンサーによって波の方向を前記肢内部の動脈の方に定めるステップと、
   前記1つまたは複数のセンサーによって1つまたは複数の反射波を受け取るステップであって、前記1つまたは複数の反射波が前記方向を定められた波に少なくとも部分的に基づく、ステップと、
   前記1つまたは複数の反射波に基づく、前記2つ以上の異なる測定高度の各々において得られた前記少なくとも2つの測定値を含む前記2つ以上の測定値を、前記1つまたは複数のセンサーによって取得するステップと、
   前記1つまたは複数のセンサーによって前記2つ以上の測定値を前記プロセッサに送るステップとを含む、請求項1に記載の方法。
3. 前記反射波は、散乱波、鏡面反射波、または散乱波と鏡面反射波の両方を含む、請求項2に記載の方法。
4. 前記1つまたは複数のセンサーは、光学センサーシステムの1つまたは複数の光学センサーを含み、
   波の方向を前記肢内部に定める前記ステップは、前記光学センサーシステムによって、光波の方向を前記動脈の方に定め、少なくとも前記動脈の内部を照明する干渉パターンを有する測定体積を形成するステップを含み、
   前記測定体積の断面直径は、前記動脈の直径よりも大きく、前記測定体積の前記干渉パターンは、血球の直径よりも大きい縞間隔を有し、
   前記1つまたは複数の反射波は後方散乱光波を含む、請求項2に記載の方法。
5. 前記光は、赤外光および可視光のうちの1つまたは複数を含む、請求項4に記載の方法。
6. 前記2回以上の測定に基づいて前記血流量差を判定する前記ステップは、
   前記プロセッサによって、前記測定高度ごとに動脈管腔の値を判定するステップと、
   前記プロセッサによって、ドップラーシフトまたはドップラーシフト関連信号に少なくとも部分的に基づいて前記測定高度の各々に関連する血流速度の値を判定するステップと、
   前記プロセッサによって、前記判定された血流速度の値および前記判定された動脈管腔の値に基づいて第1の測定高度に関連する第1の血流量および第2の測定高度に関連する第2の血流量を判定するステップとを含む、請求項1に記載の方法。
7. 前記判定された動脈管腔の値は、動脈断面または動脈体積の値を含む、請求項6に記載の方法。
8. 前記1つまたは複数のセンサーは、1つまたは複数の超音波センサー、1つまたは複数の光学センサー、またはそれらの任意の組合せを含む、請求項1に記載の方法。
9. 前記センサーシステムは、超音波センサーシステムを含み、前記1つまたは複数のセンサーによって前記2回以上の測定を実行する前記ステップは、超音波の方向を前記肢内部の動脈の方に定めるステップを含む、請求項8に記載の方法。
10. 前記プロセッサによって前記血圧の表示または推定値を記憶するステップまたは送るステップの少なくとも一方をさらに含む、請求項1に記載の方法。
11. 血圧を計算するためのシステムであって、
    センサーシステムと、
    前記センサーシステムと通信するように構成された制御システムであって、
    前記センサーシステムの1つまたは複数のセンサーを制御して2回以上の測定を行うことであって、前記2回以上の測定からの少なくとも2つの測定値が、対象の肢のそれぞれに異なる測定高度に対応する、センサーを制御して測定を行うことと、
    前記2回以上の測定に基づいて血流量差を判定することと、
    前記2回以上の測定の前記2つ以上の異なる測定高度に基づいて静水圧差を判定することと、
    血流量、前記静水圧差、および前記血流量差のうちの1つまたは複数の値に基づいて血圧を推定することとが可能である制御システムとを備える、システム。
12. 前記1つまたは複数のセンサーによって前記2回以上の測定を実行することは、
    前記1つまたは複数のセンサーによって波の方向を前記肢内部の動脈の方に定めることと、
    前記1つまたは複数のセンサーによって1つまたは複数の反射波を受け取ることであって、前記1つまたは複数の反射波が前記方向を定められた波に少なくとも部分的に基づく、反射波を受け取ることと、
    前記1つまたは複数の反射波に基づく、前記2つ以上の異なる測定高度の各々において得られた前記少なくとも2つの測定値を含む前記2つ以上の測定値を、前記1つまたは複数のセンサーによって取得することと、
    前記1つまたは複数のセンサーによって前記2つ以上の測定値を前記制御システムに送ることとを含む、請求項11に記載のシステム。
13. 前記反射波は、散乱波、鏡面反射波、または散乱波と鏡面反射波の両方を含む、請求項12に記載のシステム。
14. 前記1つまたは複数のセンサーは、光学センサーシステムの1つまたは複数の光学センサーを含み、
    波の方向を前記肢内部に定めることは、前記光学センサーシステムによって、光波の方向を前記動脈の方に定め、少なくとも前記動脈の内部を照明する干渉パターンを有する測定体積を形成することを含み、
    前記測定体積の断面直径は、前記動脈の直径よりも大きく、前記測定体積の前記干渉パターンは、血球の直径よりも大きい縞間隔を有し、
    前記1つまたは複数の反射波は後方散乱光波を含む、請求項12に記載のシステム。
15. 前記光は、赤外光および可視光のうちの1つまたは複数を含む、請求項14に記載のシステム。
16. 前記2回以上の測定に基づいて前記血流量差を判定することは、
    前記測定高度ごとに動脈管腔の値を判定することと、
    ドップラーシフトまたはドップラーシフト関連信号に少なくとも部分的に基づいて前記測定高度の各々に関連する血流速度の値を判定することと、
    前記判定された血流速度の値および前記判定された動脈管腔の値に基づいて第1の測定高度に関連する第1の血流量および第2の測定高度に関連する第2の血流量を判定することとを含む、請求項11に記載のシステム。
17. 前記判定された動脈管腔の値は、動脈断面または動脈体積の値を含む、請求項16に記載のシステム。
18. 前記1つまたは複数のセンサーは、1つまたは複数の超音波センサー、1つまたは複数の光学センサー、またはそれらの任意の組合せを含む、請求項11に記載のシステム。
19. 前記センサーシステムは、超音波センサーシステムを含み、前記1つまたは複数のセンサーによって前記2回以上の測定を実行することは、超音波の方向を前記肢内部の動脈の方に定めることを含む、請求項18に記載のシステム。
20. 血圧を計算するためのシステムであって、
    センサーシステムと、
    前記センサーシステムと通信するように構成された制御手段であって、
    前記センサーシステムの1つまたは複数のセンサーを制御して2回以上の測定を行うことであって、前記2回以上の測定からの少なくとも2つの測定値が、対象の肢のそれぞれに異なる測定高度に対応する、センサーを制御して測定を行うことと、
    前記2回以上の測定に基づいて血流量差を判定することと、
    前記2回以上の測定の前記2つ以上の異なる測定高度に基づいて静水圧差を判定することと、
    血流、前記静水圧差、および前記血流量差のうちの1つまたは複数の値に基づいて血圧を推定することとを行うための手段を含む制御手段とを備える、システム。
21. 前記1つまたは複数のセンサーによって前記2回以上の測定を実行することは、
    前記1つまたは複数のセンサーによって波の方向を前記肢内部の動脈の方に定めることと、
    前記1つまたは複数のセンサーによって1つまたは複数の反射波を受け取ることであって、前記1つまたは複数の反射波が前記方向を定められた波に少なくとも部分的に基づく、反射波を受け取ることと、
    前記1つまたは複数の反射波に基づく、前記2つ以上の異なる測定高度の各々において得られた前記少なくとも2つの測定値を含む前記2つ以上の測定値を、前記1つまたは複数のセンサーによって取得することと、
    前記1つまたは複数のセンサーによって前記2つ以上の測定値を前記制御手段に送ることとを含む、請求項20に記載のシステム。
22. 前記1つまたは複数のセンサーは、光学センサーシステムの1つまたは複数の光学センサーを含み、
    波の方向を前記肢内部に定めることは、前記光学センサーシステムによって、光波の方向を前記動脈の方に定め、少なくとも前記動脈の内部を照明する干渉パターンを有する測定体積を形成することを含み、
    前記測定体積の断面直径は、前記動脈の直径よりも大きく、前記測定体積の前記干渉パターンは、血球の直径よりも大きい縞間隔を有し、
    前記1つまたは複数の反射波は後方散乱光波を含む、請求項21に記載のシステム。
23. 前記2回以上の測定に基づいて前記血流量差を前記判定することは、
    前記測定高度ごとに動脈管腔の値を判定することと、
    ドップラーシフトまたはドップラーシフト関連信号に少なくとも部分的に基づいて前記各測定高度に関連する血流速度の値を判定することと、
    前記判定された血流速度の値および前記判定された動脈管腔の値に基づいて第1の測定高度に関連する第1の血流量および第2の測定高度に関連する第2の血流量を判定することとを含む、請求項20に記載のシステム。
24. 前記センサーシステムは、超音波センサーシステムを含み、前記1つまたは複数のセンサーによって前記2回以上の測定を実行することは、超音波の方向を前記肢内部の動脈の方に定めることを含む、請求項20に記載のシステム。
25. ソフトウェアが記憶された記憶媒体であって、前記ソフトウェアが、
    前記センサーシステムの1つまたは複数のセンサーを制御して2回以上の測定を行うための命令であって、前記2回以上の測定からの少なくとも2つの測定値が、対象の肢のそれぞれに異なる測定高度に対応する、センサーを制御して測定を行うための命令と、
    前記少なくとも2つの測定値に基づいて血流量差を判定するための命令と、
    前記少なくとも2つの測定値の前記2つ以上の異なる測定高度に基づいて静水圧差を判定するための命令と、
    血流量、前記静水圧差、および前記血流量差のうちの1つまたは複数の値に基づいて血圧を推定するための命令とを含む、記憶媒体。
26. 前記2つまたは複数のセンサーによって前記2回以上の測定を実行することは、
    前記1つまたは複数のセンサーによって波の方向を前記肢内部の動脈の方に定めることと、
    前記1つまたは複数のセンサーによって1つまたは複数の反射波を受け取ることであって、前記1つまたは複数の反射波が前記方向を定められた波に少なくとも部分的に基づく、反射波を受け取ることと、
    前記1つまたは複数の反射波に基づく、前記2つ以上の異なる測定高度の各々において得られた前記少なくとも2つの測定値を含む前記2つ以上の測定値を、前記1つまたは複数のセンサーによって取得することと、
    前記1つまたは複数のセンサーによって前記2つ以上の測定値を制御システムに送ることとを含む、請求項25に記載の記憶媒体。
27. 前記1つまたは複数のセンサーは、光学センサーシステムの1つまたは複数の光学センサーを含み、
    波の方向を前記肢内部に定めることは、前記光学センサーシステムによって、光波の方向を前記動脈の方に定め、少なくとも前記動脈の内部を照明する干渉パターンを有する測定体積を形成することを含み、
    前記測定体積の断面直径は、前記動脈の直径よりも大きく、前記測定体積の前記干渉パターンは、血球の直径よりも大きい縞間隔を有し、
    前記1つまたは複数の反射波は後方散乱光波を含む、請求項26に記載の記憶媒体。
28. 前記2回以上の測定に基づいて前記血流量差を前記判定することは、
    前記測定高度ごとに動脈管腔の値を判定することと、
    ドップラーシフトまたはドップラーシフト関連信号に少なくとも部分的に基づいて前記各測定高度に関連する血流速度の値を判定することと、
    前記判定された血流速度の値および前記判定された動脈管腔の値に基づいて第1の測定高度に関連する第1の血流量および第2の測定高度に関連する第2の血流量を判定することとを含む、請求項26に記載の記憶媒体。
29. 前記センサーシステムは、超音波センサーシステムを含み、前記1つまたは複数のセンサーによって前記2回以上の測定を実行することは、超音波の方向を前記肢内部の動脈の方に定めることを含む、請求項26に記載の記憶媒体。