JP2020503087A - 中心静脈圧計測状態のための方法及び装置 - Google Patents

Abstract

中心静脈圧の信頼できる、便利な、自己管理型の、費用対効果の高い特定のための方法及びシステムが提供される。非侵襲的な方法及び装置は、中心静脈圧の特定のために、壁内外圧差の変化を利用して末梢静脈血管容量の検出可能な変化を生成する。壁内外圧差の変化は、血管内又は血管外の圧力変化により示すことができる。システムは、非侵襲的であり、壁内外圧差の変化が存在する中で静脈容量の光学的計測を利用する。壁内外圧差の変化と血管静脈容量の変化との間の関係を解剖学的計測と組み合わせて、被検者の中心静脈圧を特定する。中心静脈圧は、心不全患者の体液貯留状態を含む、被検者の血行力学的状態を特定するために使用できる。【選択図】図３６

Description

[01] 技術分野
[02] 本発明は、中心静脈圧の特定方法と、中心静脈圧を特定するように構成された装置とに関する。

[03] 背景技術
[04] 中心静脈圧（ＣＶＰ：central venous pressure）とは、平均大静脈又は右房圧を指し、これは三尖弁の狭窄がないかぎり、右室拡張末期圧と等しい。ＣＶＰが高いほど、右室の受動的拡張期充満が大きい。正常な心臓に関するスターリングの心機能曲線によれば、右室の充満が大きいと、それに続く拍動での右室１回排出量がより大きくなる。ＣＶＰは、大気圧を基準とした水銀柱ミリメートル（ｍｍＨｇ）又は水柱センチメートル（ｃｍ Ｈ２Ｏ）で表現される（１．３６ｃｍ Ｈ２Ｏ＝１．０ｍｍＨｇ）。ほとんどの患者において、ＣＶＰにより測定された平均右房圧は平均左房圧（ＬＡＰ：left atrial pressure）と近似している。拡張末期では、左房圧は左室拡張末期圧（ＬＶＥＤＰ：left ventricular end diastolic pressure）と等しいと仮定され、これ自体は左室拡張末期容量（ＬＶＥＤＶ：left ventricular end diastolic volume）を反映していると仮定される。それゆえＣＶＰは、心機能の最適化における重要パラメータである左室前負荷を反映している。しかしながら、梗塞、すなわち弁の障害又は肺疾患のある患者の場合、左右の心室は独立して機能するかもしれない。これらの比較的稀なケースでは、左室前負荷は肺動脈カテーテル（ＰＡＣ：pulmonary artery catheter）を使って肺毛細血管「楔入」圧を測定することによって推定すべきであり、それは、そのほうがＣＶＰより心左側への静脈還流をよりよく示すからである。

[05] 中心静脈圧（ＣＶＰ）の計測は、重篤な患者、心不全のある個人、及び手術中の患者において、血行動態をモニタし、心前負荷及び循環血液量を推定するために不可欠である。現在の標準的なＣＶＰ計測方法は侵襲的であり、カテーテルを鎖骨下又は内頸静脈に挿入する必要があり、合併症の可能性も伴う。ＣＶＰは左房の圧力であるため、システムは右房位置又はphlebostatic axisに関して「ゼロバランス」をとらなければならない。この基準点は第４肋間腔と中腋窩線の交点にあり、計測をできるだけ右房に近付けることができる。

[06] ＣＶＰは、首の頸静脈の物理的検査で推定できる。外頸静脈は胸鎖乳突筋に沿って延び、内頸静脈はそれより深い位置に延びる。半仰臥位の被検者において、外頸静脈の下側部分は通常、膨張し、上側部分は虚脱状態にある。それゆえ、頸静脈圧（ＪＶＰ：jugular venous pressure）は、中心静脈圧の間接的指標である。内頸静脈は右房につながり、中間に弁はなく、右房内の血液のためのコラムとして機能する。残念ながら、ＪＶＰ計測は難しく、患者の姿勢の変化や臨床医の計測技術のばらつきにより計測ごとに結果が異なる。Cookらによる１９９６年のシステマティックレビューでは、頸静脈圧に関する医師間の認識の一致が乏しい可能性があるとの結論が出された。Cook, Deborah J., and David L. Simel. “Does this patient have abnormal central venous pressure?.” Jama 275.8 (1996): 630-634。心不全患者におけるＣＶＰをＪＶＰ検査により特定する際、患者が体液貯留状態にあると頸静脈拍動がより見やすいとの誤った思い込みがある。しかしながら、頸静脈拍動は右房及び右室の収縮に依存するため、患者に心不全があり、駆出分画が低いと、拍動は認識しにくいかもしれない。

[07] 簡単、正確、非侵襲的、かつ自己管理型のＣＶＰ特定は、容量状態、体液貯留状態、及び左室拡張末期圧（ＬＶＥＤＰ）を含む心機能と全体的な血行力学的状態の評価のための貴重なツールとなるであろう。このような自己管理型テストはうっ血性心不全のある患者の通院モニタリングにおいて大きな価値を有するであろう。

[08] 心不全は、心拍出量が不十分であると起こる。それゆえ、管理目的は、心機能が限定された患者の１回拍出量の最適化に絞られる。１回拍出量は拡張末期の左心室内の血液容量、すなわち拡張末期容量に大きく依存する。図１は、心不全患者の心機能のグラフ表現である。心不全患者の全体的な心機能は、拡張末期充満圧が最適レベルを超えたときの１回拍出量の減少により定義される。最適な心機能は限定的な拡張末期圧範囲で見られ、図中、「標的容量」として示され、フランク−スターリング曲線を使って表現される。それゆえ、これらの患者の体液管理はきわめて重要であり、体液が少なすぎると１回拍出量が減り、また体液貯留状態においても１回拍出量が減少する。

[09] 心不全は重大な医療問題であり、米国における費用は年間約３００億ドルと推定され、その支出の８０％が入院によるものである。通院管理の改良によって入院患者数を減らすことは、長年の臨床目標とされてきた。心不全関連の入院の主な原因は、体液貯留である。従来の体液貯留のモニタ方法、例えば息切れ、浮腫、疲労、体重増加は、早期の病理学的変化を反映するほど感度が高くなく、それによって代償不全及びその後の入院のリスクが増大する。Lewin J, Ledwidge M, O'Loughlin C, McNally C, McDonald K. Clinical deterioration in established heart failure: what is the value of BNP and weight gain in aiding diagnosis? Eur J Heart Fail. 2005;7(6):953-957。Stevenson L, Perloff JK. The limited reliability of physical signs for estimating hemodynamics in chronic heart failure. JAMA. 1989;261(6):884-888。図２は、心不全患者の典型的な臨床過程を示しており、体液貯留が増加して、入院に至る。図の調査は、臨床的に観察可能な徴候が全体的な代償シーケンスの後の方で発生することを示している。それゆえ、心不全患者の管理に臨床的症状を使用することは問題である。

[10] 早期の慢性的左室圧上昇の特定しにくさは、最近終了したBetter Effectiveness After Transition - Heart Failure (BEAT-HF)という研究により実証されている。この研究には１４００名を超える患者が関わり、これらの患者が既存の非侵襲的手法で広範囲にモニタされた。研究では、退院前心不全教育、定期的な電話による指導、及びテレモニタリングを含むプロトコルを用いた心不全患者の積極的管理の調査が行われた。テレモニタリングには、Bluetooth対応の体重計と血圧／心拍数モニタが統合されたテスト装置が含まれ、それによって情報が中央集中コールセンターに送信されて、精査された。所定の閾値を超えると、その患者を呼び出し、臨床スタッフの指示により薬剤が変更された。また、重大な症状が報告された場合、その患者の心不全担当医に通知され、患者は必要に応じて救急部に搬送された。この幅広い臨床研究からの結論は、介入には再入院率に対する有意な効果はない、というものであった。

[11] 入院率の減少は、侵襲的移植肺動脈圧モニタリングシステムを使用して実証されている。CardioMEMS HFシステムで心不全患者の肺動脈（ＰＡ：pulmonary artery）圧と心拍数を計測し、モニタする。このシステムは移植可能ＰＡセンサ、送達システム、及びペイシェント・エレクトロニクス・システムからなる。移植可能センサは肺動脈、すなわち血液を心臓から肺へと運ぶ血管内に永久的に設置される。センサは、右心カテーテル法の処置中に移植される。ペイシェント・エレクトロニクス・システムは、電子ユニットとアンテナを含む。ペイシェント・エレクトロニクス・システムは、センサからのＰＡ圧計測値を無線で読み取り、情報を医師へと伝える。医師は情報を分析し、患者の心不全の治療に役立てるような薬剤変更を行うかもしれない。５５０名の参加者に機器を移植した臨床研究では、医師がそのＰＡ圧データにアクセスした参加者の心不全関連の入院件数において臨床的かつ統計的に有意な減少が見られた。システムの移植費用は約２，０００ドル、定価は１８，０００ドルである。

[12] ＣＶＰの正確な自己管理型の非侵襲的測定は、それが高額な侵襲的CardioMEMSシステムに匹敵する価値を有する情報を提供するため、医学的に大きな進歩であろう。具体的には、ＣＶＰは正しい動脈圧の指標であり、平均左房圧（ＬＡＰ）に近似している。拡張末期では、左房圧は左室拡張末期圧（ＬＶＥＤＰ）と等しいと仮定され、これ自体は左室拡張末期容量（ＬＶＥＤＶ）を反映していると仮定されている。それゆえ、ＣＶＰは、心不全患者における心拍出量の最適化の重要なパラメータである左室前負荷に直接関係する。

[13] 発明の概要
[14] 本発明の実施形態は、中心静脈圧を特定するための非侵襲的、非移植式、自己管理型テストを提供することにより、現在の中心静脈圧モニタリングの限界に対処するものである。システムは、壁内外圧差の変更、静脈容量の光学的計測、及び解剖学的計測を用いて中心静脈圧を特定する。システムは、中心圧の絶対的計測を提供でき、又は中心静脈圧のある時間にわたる相対的変化をモニタするために使用できる。壁内外圧差の変化は、中心静脈圧計測のための末梢静脈血管容量の検出可能な変化を生じさせるために使用される。壁内外圧差の変化は、血管内圧又は血管外圧力の変化により誘発させることができる。システムは、所定の壁内外圧差の変化が存在する中での静脈容量の変化を非侵襲的に計測する。壁内外圧差の変化と血管静脈容量の変化との間の関係が解剖学的計測と共に使用されて、患者の中心静脈圧が特定される。中心静脈圧の変化は心血管機能と相関関係があり、心不全患者の効果的な管理に使用できる。

[15] 計測プロセスは、静脈容量の変化を検出できる光学的検出方法を利用する。これらの光学的変化は、所定の壁内外圧差の変化が存在する中での中心静脈圧を特定するために使用できる。光学的計測システムは静脈系と非接触式に、又は所定の接触方法で相互作用する。測定プロセスは、静脈容量応答の遅れ、自律機能、位置に対する感度、及び患者間の解剖学的相違を含む計測の微妙な差異に対処する。計測された中心静脈圧は心血管評価を提供して、体液貯留と入院の可能性を回避するための心不全患者の積極的な管理を容易にする。

フランク−スターリング曲線の概略的表現である。 経時的な慢性的左室圧上昇の概略的表現である。 心疾患における末梢静脈圧のグラフである。 静脈伸展性の概略図である。 容量変化対静脈圧のグラフである。 上肢挙上時の静脈容量変化の図である。 上肢挙上の病理学的効果の図である。 上肢上昇を利用した壁内外圧差の変化の図である。 組織計測部位を比較する図である。 測定部位への圧力の影響を示す図である。 壁内外圧差の変化率の影響を示す図である。 手首装着型センサシステムの図である。 ブレスレット型計測システムの図である。 手指用計測システムの台座の図である。 静脈イメージングシステムの図である。 壁内外圧差を変更するための体外カフの使用の概略図である。 呼吸により誘導される経時変化壁内外圧差の変化の図である。 呼吸により誘導される経時変化壁内外圧差の変化の第２の図である。 壁内外圧差を変化させるために使用される圧力プロファイルの例を示す。 壁内外圧差の血管外変更中の静脈画像化の例である。 phlebostatic axisの位置を示す図である。 被検者の画像からの解剖学的計測の特定を示す。 光学的手法を用いた心臓の位置の特定を示す。 人体の解剖学的構造の連結モデルの図である。 頭の位置を用いた被検者の体位変化の例を示す。 頭の位置を用いた第２の例示的な被検者の体位変化である。 頭のロール、ピッチ、及びヨーの特定を示す。 解剖学的計測及び制御された上肢移動システムの図である。 時間遅延の影響を最小化するための計測プロトコルの図である。 制御された上肢挙上による静脈画像化の例である。 被検者主導の上肢移動の図である。 被検者主導の上肢移動中の手首光学データの例である。 空気動圧を用いた中心静脈圧計測システムの図である。 空気圧により誘導された静脈容量変化の例である。 空気静圧を用いた中心静脈圧計測システムの図である。 空気静圧を用いた中心静脈圧計測システムの概略図である。 空気静圧を用いて壁内外圧差を変化させた中心静脈圧特定を示す。 空気静圧を用いた中心静脈圧の感度を示す。 光学トノメータの例示的な実施形態の図である。

[55] 実施形態の説明及び産業上の利用分野
[56] 定義
[57] 壁内外圧差とは、血管壁を挟んだ圧力を説明する一般的な用語であり（壁内外とは文字通り「壁を挟む」を意味する）、次式により定義される：
Ｐ_TM＝Ｐ_Inside−Ｐ_Outside

[58] 柔軟な容器は、正の壁内外圧差がある（物体の外部より内部の圧力が高い）と拡張し、負の壁内外圧差では収縮する。正の壁内外圧差は「膨張」圧と呼ばれることがある。壁内外圧差の変化は、内圧と外圧との関係を変化させる何れの機序にも関係する。内圧、すなわち血管内圧を変化させる方法には、体位の変化、静水圧の変化、１回拍出量の変化、血管容量の変化、心収縮性の変化、及び運動が含まれるが、これらに限定されない。外圧、すなわち血管外圧を変化させるための方法には、胸腔内圧の変化、体位の変化、水、空気若しくはその他の手段による血管収縮、真空法の利用、抵抗呼吸、機械呼吸、腹部圧迫、バルサルバ、ミュラー手技、及び筋収縮が含まれるが、これらに限定されない。

[59] 抵抗呼吸とは、通常の呼吸と比較して、胸腔内圧を上昇、低下、又は変化させるあらゆる方法に適用される一般的な用語である。抵抗呼吸テストは、吸気抵抗呼吸及び呼気抵抗呼吸の各々又は組合せを含むことができる。呼気抵抗呼吸を使用すると胸腔内圧が上昇し、吸気抵抗呼吸を使用すると胸腔内圧が低下する。抵抗呼吸は、例えば歩調協調呼吸(paced breathing)及びイベント定義呼吸(event-defined breathing)等の各種のプロトコルを使って行うことができる。歩調協調呼吸は、呼気と吸気の標的時間を、呼吸数が一定となるように規定する。イベント定義呼吸は、被検者が１回の呼吸の抵抗に対して息を吐くか吸い、その後に休止又は回復期間が続く１種の抵抗呼吸である。抵抗呼吸という用語はまた、空気の動きがほとんど又は全くないときに胸腔内圧の変化を生じさせるプロセスも含む。上昇又は低下する閉塞圧の生成は、抵抗呼吸の広い定義の中に含まれる。

[60] 静水体位変化とは、体位の変化又はその他の手段により血管内の静水圧を変化させるあらゆるプロセスに適用される一般的な用語である。

[61] 心不全の原因とＣＶＰ計測
[62] 心不全の原因から、心血管機能の変化は全体的な体液状態の変化に関連付けられ、中心静脈圧又は慢性的左室圧上昇に反映される。慢性的左室圧上昇の特定は心不全患者の心血管評価の重要なメトリクスであるが、現在の特定方法は家庭用には使用できない。侵襲的な計測は中心静脈圧の正確な推定を提供するが、これらは通院患者にとっては実用的でない。移植方式も利用可能であるが、高額である。超音波又はエコー検査法による方法は中心圧力の上昇を推定できるが、時間がかかり、訓練されたオペレータが必要となる。

[63] 静脈血行動態
[64] 本発明では、末梢静脈圧（ＰＶＰ：peripheral venous pressure）は、肺動脈閉塞カテーテルと左房との間に存在する体液連続性と同様に、連続的血液コラムによりＣＶＰに結合される「上流の」静脈可変値を反映していることが認識される。Synder CL, Saltzman D, Happe J, Eggen MA, Ferrell KL, Leonard AS. Peripheral venous monitoring with acute blood Volume alteration: cuff-occluded rate of rise of peripheral venous pressure. Crit Care Med 1990; 18: 1142-5.3。

[65] 末梢静脈圧と心疾患の鑑別診断及び臨床管理との間の関係は、１９４５年にWinsorらにより研究された。著者らは、心不全患者における尺側正中皮静脈の静脈圧の上昇を実証した。図３は、この刊行物からの複製であり、クラスＩＩＩ及びＩＶの心疾患を有する被検者の末梢静脈圧の有意な上昇を示している。提示されている計測は静脈血圧計により行われており、これは圧力計測システムを備える侵襲的静脈カテーテルである。本発明ではまた、血管内脱水又は心不全の患者が座るとＣＶＰが有意に低下することも認識されており、これも図３に示されている。Winsor, Travis, and George E. Burch.“Use of the phlebomanometer: Normal venous pressure values and a study of certain clinical aspects of venous hypertension in man.”American heart journal 31.4 (1946): 387-406。

静脈伸展曲線
[66] 末梢細静脈及び静脈は、壁の薄い、膨大な数の脈管であり、循環する血液の略３分の２を収容している。静脈系は胸部コンパートメントのための可変的血液タンクの役割を果たし、心充満圧に影響を与える。図４に示されるように、圧力が静脈容量に与える影響はゼロ〜１０ｍｍＨｇの間で特に急峻であり、これは壁の薄い静脈が容易に変形するからである。壁内外圧差がゼロより低いと、静脈はダンベル形状に虚脱し、何れの流れも辺縁経路に限定される。壁内外圧差が１ｍｍＨｇのとき、静脈はほとんど虚脱し、薄い楕円形状を有する。圧力が１０ｍｍＨｇに向かって上昇すると、楕円形状はどんどん丸くなり、静脈はわずか数ｍｍＨｇの圧力変化で大きな容量変化に対応できる。１０〜１５ｍｍＨｇを超えると、形状は完全に丸くなり、壁内の引き伸ばされたコラーゲンが比較的伸張不能となるため、容量は１５ｍｍＨｇを超える圧力に応答しにくくなる。最大の伸展性（容量変化／圧力変化）は約４ｍｍＨｇで見られる。静脈系に関して、伸展性は約１００ｍｌ／ｍｍＨｇと推定され、これは動脈系の５０倍を超える。

[67] 無傷の血管系では、血液は毛細血管から静脈へと約１２〜２０ｍｍＨｇの圧力で流入する。それがより大きい、名前のある静脈、例えば腕頭静脈に到達する時点までに、圧力は約８〜１０ｍｍＨｇまで低下している。その後の静脈抵抗は非常に小さく（虚脱した血管を除く）、それゆえ、８〜１０ｍｍＨｇの圧力水頭は心拍出量を末梢から中心静脈及び右室へと駆動するのに十分であり、そこでの拡張圧は０〜６ｍｍＨｇである。

[68] 静脈虚脱とＣＶＰとの関係
[69] 明瞭にするために、図４の伸展性曲線が図５に作図しなおされており、ここで、圧力は壁内外圧差として表現され、横軸の左側に正の壁内外圧差がある。完全な静脈虚脱は、壁内外圧差がゼロ又はゼロ未満のときに起こる。それゆえ、図５はｘ軸に上肢の動きによる壁内外圧差の変化を示し、減少する容量がｙ軸である。

[70] 図６は、上肢を下向き位置から上向き位置へと移動したときの壁内外圧差と静脈容量の変化の図である。光学モニタリング装置が例示のために患者の手首に設置されている。上肢が下がっているとき（位置１）、壁内外圧差は、静脈血液コラムにより生成される静水圧によりかなり高い。静脈は充満して、グラフ上部に示されているように円形の形状である。この位置では、静脈容量は、伸展性曲線の平坦部分に位置しているため、圧力の小さい変化に対して比較的応答しない。上肢をより水平の位置（位置２）に近付けると、静水圧の低下により壁内外圧差は低下する。静脈の大きさと静脈容量も相応に減少する。

[71] 位置３で上肢の光学感知位置はある高さに到達し、壁内外圧差がゼロに近くなり、それゆえ静脈が虚脱する。末梢静脈圧、及び連続性によりＣＶＰは、虚脱点の圧力にこの地点と右房との間の垂直血液コラムにより加えられる圧力を加算したものと等しい。例えば、虚脱点（壁内外圧差がゼロ）が右房中心点の７ｃｍ上で生じた場合、ＣＶＰは７ｃｍの血液（７．４ｃｍ Ｈ２Ｏ）である。この垂直高さは、図中、ＣＶＰ圧力線として示されている。

[72] 上肢を、例えば図６の位置４のようにより高い位置へと挙げると、静脈がすでに虚脱状態にあるため、静脈容量はほとんど変化しない。

[73] 生理学的事実
[74] 上記の例は、ＣＶＰ特定のための簡略化された理想的なケースを表している。実際には、人の生理学及び計測プロセスに幾つかの微妙な差異があり、本発明の実施形態はＣＶＰの正確な特定のためにこれを緩和する。これらの生理学的な複雑さと方法論的課題を以下に述べる。

[75] 動脈の流れと自律神経系による変化
[76] 心臓から上肢への血液流は、上肢がどの位置にあっても発生する。系は閉じた系であるため、上肢への動脈血の量は、血管の大きさの変化又は容量の変化を除き、上肢から出る静脈血の量と等しくなければならない。硬質のチューブを想定すると、肢を通る循環は実際に、Ｕ字管のサイフォンを通る流れに似ており、硬質のサイフォンを通る流れは、それが垂直か、水平か、又は上下逆かにかかわらず、同じである。血管が完全に硬質であったとすれば、重力は循環全般に影響を与えない。しかしながら、系は硬質の脈管で構成されておらず、自律神経系が上肢を通る流れの調整に積極的に関与する。血管の変化及び自律神経系による変化は、Hickeyらにより特徴付けられている。Hickey, M,, Phillips, J.P., & Kyriacou, P.A. (2015). Investigation of peripheral photoplethysmographic morphology changes induced during a hand-elevation study. Journal of Clinical Monitoring and Computing。上肢を下げると、毛細血管圧は血管収縮により制御され、前毛細血管抵抗が増大する。しかしながら、静脈は静水圧の上昇により拡張する。それに加えて、手指の末端には多数の動静脈吻合があり、それが上肢を通る血流を容易にし、体温調節に直接かかわる。図７は、Hickeyらの論文から複製したものであり、これらの生理学的変化を示している。上肢が下の位置にあると、毛細血管前動脈の血管収縮が起こり、動静脈吻合部を通って静脈系へと血液を有効に循環させる。要約すれば、上肢がＣＶＰレベルより低いと、毛細血管の流れが限定され、動静脈吻合部の流れが増大して、静脈が拡張する。フォトプレティスモグラフィ（ＰＰＧ：photoplethysmogram）を使って組織の光学的計測を行う場合、信号のＡＣ（拍動）成分は静脈拍動がより小さいために小さくなり、その一方で信号のＤＣ（平均）の吸収率は、組織内の血液量の全体的な増大により大きくなる。上肢を挙げると、自律神経系が毛細血管流を保持しようとし、前毛細血管レベルで血管拡張が起こる。動静脈吻合部を通る流れが減少する。この生理学的変化は、大気圧が静脈圧より高いことによって静脈が虚脱を始め、その結果、壁内外圧差がゼロになると発生する。この虚脱は、後毛細血管抵抗が減少することにより、全身血管抵抗を増加させる。それゆえ、上肢がＣＶＰレベルより高いと、毛細血管の流れが増大し、静脈が虚脱する。光学的ＰＰＧ信号のＡＣ成分が大きくなり、ＰＰＧ信号のＤＣ吸収率成分が減少する。

[77] 手指毛細血管床のこの複雑な一連の生理学的変化により、中心静脈圧の特定にとって複雑な測定環境が作られる。ＰＰＧ信号が、パルスオキシメータの一般的な部位である手指末節部から得られた場合、光学信号は毛細血管、多数の動静脈吻合部、及び静脈により影響を受ける。光子は散乱によって組織内を半無秩序的に移動するため、これらは何れの個別の血管区画にも特異的ではなく、典型的なＰＰＧ計測には何れの種類の空間分解能も欠如している。このような規定された空間分解能の欠如により、血管区画を分離する能力が限定される。それゆえ、手指末節部は静脈虚脱の評価にとって好ましい測定位置ではない。

[78] 上肢挙上による自律神経系の変化の影響は、動静脈吻合部の数が手指末端より少ない組織位置を選択することにより緩和でき、それによって計測精度が向上する。このような位置には、手指の付け根、手背、及び手首が含まれる。

[79] あるいは、上肢挙上による自律神経系の変化の影響は、静脈血に対する感度がより高い光学的計測方法を使って緩和できる。これらのシステムは、空間的に強化された光学システムの内蔵を含むことができ、これは静脈血量の変化に対する特異性が改善された光学システムとして広く定義される。このようなシステムの一例は、反射率ＰＰＧシステムの使用であり、これは静脈の上に直接置かれる。その結果としてのセンサ配置により、静脈の変化に対するシステムの特異性が向上する。その他の例には、例えば手首の甲側に配置される複数の検出器を含む低空間分解能システムが含まれる。手首の組織の空間的な違いにより、各検出器は動脈及び静脈における発生源からの異なる貢献に対する感度が高くなる。ＡＣ及びＤＣ信号の計測された変化又は上昇位置の変化に対する応答プロファイルに基づき、静脈容量に対する特異性が最も高い検出器を選択できる。あるいは、複数の検出器からの信号を組み合わせて使用し、それに対して独立成分分析等のブラインド音源分離法を実施でき、それによって静脈の信号源を光学信号から分離できる。さらに高い空間能力は、静脈の直接同定が可能なイメージングシステムを利用することにより実現できる。このようなシステムは、静脈同定及びセグメンテーション法で画像を処理し、静脈区画への信号を分離することができる。

[80] 空間能力に加えて、吸収され方が異なる脱酸素化ヘモグロビンと酸素化ヘモグロビンに基づく分光学的原理を使って、血液区画分離を容易にすることができる。パルスオキシメトリはこれらの吸収率の差及びパルス又はＡＣ信号を利用して、酸素飽和度を特定する。この一般的なプロセスは、信号の無拍動静脈成分を分離するために有効に逆転させることができる。空間方式及び血管区画法の使用は、正確な中心静脈圧計測を実現する上での生理学的ノイズを最小化するために利用できる。

[81] 時間的応答遅延
[82] 本発明の実施形態が緩和させ、又は補償する第２の生理学的事実は、血管系が、静水圧の変化を含む壁内外圧差の変化に対して瞬時に応答しないという点である。上肢を下向き位置から上向き位置へと移動させると、静脈は中心静脈圧より高い位置で瞬時には虚脱せず、それは血液が流出静脈へと移動するのに時間がかかるからである。静脈系は逆行流を防止するために静脈弁を備える可変径脈管で構成される。これらの弁には、開放圧のほか、被検者ごとの生理学的な差異によるコンプライアンスの違いがある。静脈系の解剖学的構成の結果、応答は減衰又は遅延され、正確な計測結果を得るためにこれらを緩和又は補償しなければならない。この影響を最小化するための方法を以下に説明する。

[83] 静脈排出及び充満の間の非対称性
[84] 静脈排出と充満との間の非対称性は、ＣＶＰの特定における重要な要素である。静脈弁は逆行流を防止するため、静脈は動脈の流れから再充満されなければならず、それゆえ、充満時間は典型的に排出時間より長い。例えば、上肢を下の位置から上の位置へと移動させたとき、静脈虚脱に関係する影響の主要なものは静水圧の変化であり、数秒で排出される。しかしながら、上肢を挙上位置から下方位置に移動させた場合、静脈は瞬時には伸展せず、これは上肢の静脈容量を動脈からの流入により有効に再充填させなければならないからである。上肢をある位置から下の位置に移動させたとき、上肢の静脈区画を十分に再充満させるための時間は３０秒程度でありうるが、血管の形態及び現在の心拍出量によって異なる。したがって、静脈容量を壁内外圧差の変化により変化させる場合、容量変化の方向、すなわち排出か充満かを適切に考慮しなければならない。

[85] 接触圧の影響
[86] ほとんどの光学的組織計測は、光学計測システムを組織上に設置することにより実行される。静脈系は顕著に低圧であり、典型的には１０ｃｍ Ｈ２Ｏ（０．１４ｐｓｉ）であるという事実から、光学システムが壁内外圧差に影響を与えないように注意することが必要である。光学システムを組織と接触するように設置した場合、静脈壁内外圧差へのあらゆる影響を計測方法に有効に組み込まなければならない。局所的な壁内外圧差の変化の影響は、非接触型の光学システムを使用することにより最小化できる。このようなシステムは、壁内外圧差に対する影響を最小化するように設計され、非侵襲的かつ非侵入式に静脈容量を有効に特定する。

[87] 解剖学的基準の特定
[88] 前述のように、頸静脈圧を中心静脈圧特定の方法として利用する可能性はオペレータごとのばらつきによって限定され、これは解剖学的な目印の繰返し可能な同定と被検者の姿勢に大きく関係する。非侵襲的、自己管理的に中心静脈圧を正確かつ繰返し可能に特定するには、解剖学的目印の査定を行い、被検者の適切な体位を確実に決定し、又はこれらの組合せを行うシステムが必要である。中心静脈圧計測システムをある被検者の反復計測に使用する場合、このシステムは比較の根拠として所定の高さレベルの単純な変化を使用できる。このような場合、被検者の繰返し可能な体位の決定が制御すべき重要なパラメータとなる。システムをクリニックの現場で複数の患者に対して使用する場合、システムは患者の体位の決定に関連して解剖学的寸法を特定しなければならない。これらの問題に対処するためのシステムと方法を以下に説明する。

[89] 計測上の課題の実証
[90] 以下の例は、正確なＣＶＰ特定に伴う課題を示す。各例において、ＰＰＧセンサを手首に、また場合によっては指先に設置した。手首の位置では、軽量ＰＰＧセンサを表在静脈上に直接、接触圧を最小化するために接着剤を使って取り付けた。壁内外圧差の変化は、上肢挙上により達成させた。図８Ａは、ゆっくりとした上肢挙上中のＰＰＧ手首データの一例を示す。当初、光吸収率の変化は挙上しても比較的平坦であるが、胸骨上窩に関して略０ｃｍ Ｈ２０において、吸収率信号は急速に下降し始め、静脈を虚脱させる。高さに関する吸収率の導関数を図８Ｂに示す。導関数の、破線で示される突出した負のピークは、静脈の充満状態から虚脱状態への遷移の中心を示す。遷移が生じる高さは、末梢静脈圧及び、したがって中心静脈圧に関係する。

[91] 手指末端部毛細血管床の問題
[92] 図９は、センサ位置として手指の末端毛細血管を使用した場合の複雑さを示す。上肢を０度（まっすぐ下）から１８０度（上）まで回転させるときの手指末端部及び手首での光吸収率信号が示されている。手首は、上肢挙上に対して予想通りの応答を示しており、すなわち、静脈が完全に虚脱すると、吸収率の減少は安定状態に到達する。それに対して、指先位置は、より複雑なパターンを示す。当初は上肢挙上量の増大により吸収率が低下するが、自律的動脈血管拡張の大きな影響によって安定状態に到達せず、これは信号のＡＣ（拍動）成分の増大から明らかである。全体的な血液信号は略２２秒で最下点に到達するが、その後、静脈及び動脈系の反対の応答により変動する。

[93] 外部圧力への感度
[94] 図１０は、上肢挙上実験中の接触圧の末梢静脈圧の特定に対する実質的な影響を示す。非常に軽量な接触圧縮をＰＰＧセンサの周囲に加えると、静脈虚脱の圧力は壁内外圧差の減少によって１０ｃｍ Ｈ２Ｏより大きく低下する。ＰＰＧセンサ上のバンドをきつくすると、静脈虚脱点はさらに低下する。

[95] 高さの変化率に対する感度
[96] 静脈の排出と虚脱は瞬間的なプロセスではないため、上肢の移動率又は壁内外圧差の変化速度は可変値であり、これを補償し、又はそれ以外に制御しなければならない。図１１は、検出された遷移高さが上肢移動率に依存することを示している。静脈が虚脱するまでにかかる時間により、より速い移動によってＣＶＰ特定の正確さが低下する。

[97] 静脈応答は対称ではない
[98] 静脈系内の容量は、図９からわかるように、上肢挙上及び上肢下垂に対して対称な応答を示さない。手首と指先のどちらの場合も、上肢挙上時の吸収率の変化は速い。しかしながら、上肢下垂に対する応答ははるかに緩慢であり、これはその静脈区画を再充満しなければならないからである。手首位置で、上肢が下向き（０度）位置に戻ってから吸収率信号がベースラインの値に戻るのに２０秒を超える時間がかかる。

[99] 一般的計測方法
[100] 光学計測システム
[101] 光学計測システムは、単一の信号源と検出器の形態から複数波長／複数センサの形態まで、様々な形態をとることができる。例示のために、４つの計測システムについて説明する。

[102] 静脈容量を特定するための１つのシステムは、幾つかの光学センサを手首用機器の下に位置決めすることを含む。感知システムは、センサの下の領域が機器と物理的に接触しないような方法で手首に取り付けることができる。すると、計測アルゴリズムを使って、どのセンサ又はセンサの組合せが静脈容量変化に係る最善の情報を提供するかを特定できる。図１２は、このようなシステムの図である。

[103] 第２の計測システムは、機器の全周に沿ったＬＥＤ検出器を含むブレスレットを含む。何れの時点でも、センサの幾つかが組織と接触し、それゆえ従来のＰＰＧ信号を取得する。残りのセンサは組織に近いが、接触はせず、静脈容量の特定に使用できる。同時に得られるＰＰＧ情報と、１つ又は複数の波長での静脈容量情報との組合せにより、動脈の影響を補償できるシステムが得られる。図１３は、このようなシステムの図であり、丸はＬＥＤを示し、正方形は光検出器を示す。

[104] 第３の計測システムは、手指の付け根で使用するための指輪形式のものである。このようなシステムは、１つの信号源と検出器の関係を含むことができ、又は指輪の周囲に沿って配置された多くの信号源と検出器を含むことができる。このようなシステムは、動脈及び静脈信号情報の両方を得るために、複数の信号源と検出器の形態からデータを取得できる。図１４は、このようなシステムの図である。この図は、一般的な心血管モニタのためには指輪を薬指に配置し、その一方で、センサが組織と接触しないように指輪を小指にはめることによってＣＶＰ計測を行うことができる、１つの考えられる使用のシナリオを示している。これは事実上、非接触ＰＰＧシステムである。

[105] 第４の計測システムは、直接的な静脈画像化を行うためのカメラを含むことができる。このような静脈イメージングシステムは、静脈血についてある程度の特異性を有する赤外線発光ダイオードで構成されるＬＥＤリングを含むように構成できる。このような波長の１つは８５０ｎｍとすることができる。画像化は、光信号を表在静脈に向かって重み付けする反射照明、手指又は手の全体に光を透過させる透過照明、又は反射及び透過照明の組合せを使用できる。反射モードで使用する場合、照明はその後の交差偏光により偏向させてから光信号を検出することにより、鏡面又は前面反射を除去できる。カメラは赤外線感度を有することができ、周囲光の条件を有効に排除するための追加のフィルタ又は処理アルゴリズムを含むことができる。このようなシステムは、偏光差イメージングシステム(polarization difference imaging system)としての動作が可能になるように改造できる。図１５は、このようなシステムの図である。

[106] あるいは、静脈容量の変化は、静脈血に対するより高い特異性を提供するマルチスペクトルイメージングシステムを使って計測できる。このようなイメージングシステムは、複数の波長バンドの狭帯域照明とマルチスペクトルイメージを取得できるカメラとを使用する。適当なイメージングシステムは、赤（６６０ｎｍ）、緑（５５０ｎｍ）、及び青（４５０ｎｍ）の波長を中心とする狭帯域ＬＥＤを備える照明及び、それと組み合わせられた、赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、及び青（Ｂ）照明に対して差別的な特異性を有して３つの画像を同時に取得できる民生用ＲＧＢカメラを含むことができる。照明は、スペクトル反射を軽減させるために直交に配向された偏光板を利用できる。このようなシステムは、静脈容量の変化を計測するものとして、JakovelsとSpigulisにより実証されている。Jakovels, D., & Spigulis, J. (2012). RGB imaging device for mapping and monitoring of hemoglobin distribution in skin. Lithuanian Journal of Physics, 52(1)。

[107] 光学システムにより観察される静脈容量の実際の計測は、様々な形態をとることができる。静脈容量の特定は、標準的な吸収率分光法による計測を使って行うことができ、この場合、血液の吸収率は経路長に比例する。その他の方法は、脈管の幅又は脈管の高さに基づくものとすることができる。

[108] 壁内外圧差の血管内変化
[109] 血管内圧力変化は、複数の方法で実現できる。静水圧の変化は、上肢挙上量の変化を含む複数の方法で生成させることができる。上肢の挙上により、心臓から垂直方向の変位で圧力は約０．７７ｍｍＨｇ ｃｍ^-1だけ低下し（Gavish and Gavish 2011）、その一方で、手を下げると局所的動脈圧は同じ分だけ上昇する。

[110] 血管内静脈圧はまた、より近位の場所、すなわち心臓により近い位置で行われる変更によって変化させることができる。図１６は、このようなシステムの使用中の図である。この例において、患者のＣＶＰは７ｃｍ Ｈ２０である。センサは右房の上１２ｃｍの高さにある。１番左の図では、外部カフはＨ２０の２０ｃｍまで膨張している。この条件で、壁内外圧差は増大しており、静脈虚脱（壁内外圧差０）の位置は２０ｃｍ Ｈ２０にあり、これはセンサ位置より高い。センサ部位での静脈は、図に示されているように十分に充満している。第２の時点で、カフ圧は１５ｃｍ Ｈ２０まで低下する。静脈虚脱の位置は１５ｃｍ Ｈ２０に減少しているが、これは依然として１２ｃｍ Ｈ２０のセンサ高さより高い。カフ内の圧力が低下すると、壁内外圧差ゼロに関連する高さは低下し、最終的に静脈虚脱が光学システムの下で起こる。図中、これは５ｃｍ Ｈ２０の圧力で発生している。カフ圧は５ｃｍ Ｈ２０を下回ると、静脈が略虚脱していることによってほとんど変化しないことを示している。この計測プロトコルの重要な要素は、カフ内の圧力が、静脈容量が釣り合うまで減少しないことである。上述の方法は、上肢の移動を必要とせず、中心静脈圧を体系的かつ容易に特定するための方法が得られる。

[111] 壁内外圧差を変化させるためのその他の方法は、胸郭内圧の変化を用いて壁内外圧差を変化させることである。しかしながら、合理的な速度で呼吸する必要があるため、胸郭内圧のこのような変化は必然的に時間により変化する。経時変化する信号の使用は、周波数ドメインにおいて信号を分離できるため有利である。心臓への静脈還流は、胸郭内圧を変化させることによって体系的に変更できる。Guyton静脈還流曲線は、この生理学的関係をよく実証している。抵抗呼吸プロトコルによって負及び正の胸郭内圧変化が生じる。図１７及び図１８は、この概念を利用したＣＶＰ特定を示している。図１７Ａにおいて、上肢は胸郭内圧の変化が静脈容量にほとんど影響を与えない高さまで挙上されている。図のように、壁内外圧差が最大となる最大胸郭内圧だけが静脈充満を開始させる。１７０１は、最大胸郭内圧の地点を示す。最大胸郭内圧により壁内外圧差が最大となり、それゆえ、静脈が部分的に充満する。図のように、全体的な光学信号の変化はかなり小さい。

[112] 図１７Ｂに示されるように、上肢の全体的高さは、センサが今度は中心静脈圧となる位置になるまで下げられる。１７０２により示される同程度の胸郭内圧で、今度は静脈はより完全に充満し、吸収率信号の変化も相応に大きくなる。図のように、胸郭内圧の変化は今度は、虚脱静脈から一部充満した静脈への静脈充満の変化を生じさせる。したがって、その結果得られる光学変化は大きくなる。

[113] 図１８Ａは、上肢高さをさらに下げ、センサが今度は中心静脈圧よりわずかに低い高さになるようにすることを示している。抵抗呼吸による胸郭内圧の変化によって、正常な胸郭内圧周辺での胸郭内圧の負及び正の変化が生じる。その結果得られる胸郭内圧の可動域から、壁内外圧差の変化がさらに大きくなり、それによって、壁内外圧差が約ゼロのときに血液量の変化が最大レベルとなる。具体的には、静脈は、息を吸うことによる負の胸郭内圧による虚脱状態、及び息を吸って正の圧力となることによる充満状態から遷移する。図１８Ｂは、上肢をさらに下げ、胸郭内圧が変化しても静脈が虚脱しないようにすることを示している。その結果として得られる光学信号は、検査対象の静脈が略充満したままであるため、変化が小さい。

[114] 当業者であれば、抵抗呼吸、機械的換気、バルサルバ手技、ミュラー手技、及び心臓への静脈還流を変化させるその他の摂動による胸郭内圧の過渡的変化を利用して、中心静脈圧を特定できるような変化を生じさせることが可能であると理解するであろう。

[115] 壁内外圧差の血管外変化
[116] 静脈の壁内外圧差の変化は、外圧の変化により実現できる。このような外圧変化の例は、上肢をウォータバスに漬けること、静圧、又は物理的物体による静脈の物理的圧縮である。これらの種類の外圧印加は、物理的圧力測定法と一致している。静脈系の圧力が非常に低いことから、従来の物理的圧力測定法は非常に高レベルの精度が必要となるため、自己管理型に適さない。この用途のための幾つかの実施形態の重要な要素は、非接触式の圧力測定法の使用である。非接触式の圧力測定法では、壁内外圧差の変化を生じさせるための使われる力は動（速度）圧、静圧、又はそれらの組合せである。

[117] 動圧は、空気流の方向と速度の変化の結果である。動圧システムでは、速度及びその結果として得られる力（圧力）を制御して、表在静脈を含む皮膚表面への圧力を増大させることができる。静脈が扁平化する地点で、その瞬間に気柱により加えられた圧力が記録され、ｍｍＨｇに変換される。この圧力は、壁内外圧差がゼロである地点を表す。被検者の解剖学的計測とサンプリング位置に関する心臓の高さに基づき、中心静脈圧を特定できる。実際には、圧平力を生成するために利用される気柱は、規定された領域内の複数の静脈に圧力をかけるのに十分に大きい。一定の力の領域は、静脈容量変化の特定のために有効に画像化できる。

[118] 壁内外圧差の変化は、静圧の変化を使って実現できる。静圧は、ある単位量の空気のポテンシャルエネルギーの尺度である。例えば、ダクトの壁に対する空気圧は静的と考えられる。完全に閉じたダクトへと送り込むファンを考えると、ダクトを通る空気流がないため、静圧のみが生じる。空気で膨らめた風船も同様であり、静圧のみが存在する。上述のシステムは、ほとんど静的な空気圧を利用しており、それは、一部の空気損失があるかもしれないからである。手又は皮膚の位置が外部又は周囲の空気圧の変化にさらされると、その結果、壁内外圧差が変化する。実際には、外部又は周囲の空気圧の変化は、手をある程度の気流制限のある筐体の中に入れることにより生じさせることができる。チャンバ内に入る空気の量が存在している量を超えると、圧力が上昇する。このプロセスは、被検者の手の大きさやその他の解剖学的な差異に影響されない制御された圧力環境を作るために使用できる。

[119] 動圧及び静圧系の何れにおいても、末梢静脈圧及び、したがって中心静脈圧を特定できる様々な圧力プロファイルが実現されるかもしれない。これらには、圧力のランプ状、ステップ状、又は周期的変化のあらゆる組合せが含まれるが、これらに限定されない。図１９は、壁内外圧差を変化させるために使用できる圧力プロファイルの例を示す。１つの使用のシナリオにおいて、圧力は低値から高値へと線形に上昇させることができ、虚脱圧力は、静脈容量に最大の変化が生じた（すなわち、時間微分が最小）圧力点として特定される。あるいは、圧力は階段状に上昇させることができ、ここで、各ステップの持続時間は、静脈容量が確実に安定状態の値へと安定化するのに十分な長さである。この場合、虚脱圧力は、静脈容量の減少量が最大となるステップ間の中間圧力として特定できる。離散化される数値が圧力ステップの大きさにより限定されるのを防止するために、パラメータ又は非パラメータカーブフィッティングツールを使って中間圧力と静脈容量との間の関係を補間でき、その結果、虚脱圧力をより正確に推定できる。ランプ又はステップは、高圧から低圧へと低下させることもできるが、静脈排出と充満との間の時間非対称性により、圧力を下げて静脈の充満を待つより、圧力を上昇させて静脈を排出させる方が好ましい可能性がある点に留意されたい。

[120] 周期的変調、例えば正弦波又は方形波パターンもまた、末梢静脈圧を特定するために使用できる。周期的変調は、それらが特定の周波数バンドへの関心対象信号を分離するため、有利となりうる。これは、静脈容量には、交感神経支配と局所的生理学により媒介される呼吸及び血管運動神経緊張度（すなわち、血管収縮と血管拡張）に関する大きな変化が生じる可能性があるため、重要である。特定の周波数で圧力を変調させ、特定の周波数バンド内の信号を強化又は分離するためのフーリエ型又はその他の分析法を使用することにより、これらの混乱を招くノイズ源に対する感度を低下させることができる。典型的な使用のシナリオでは、比較的小さい圧力変調（ＡＣ成分）を緩慢な圧力ランプ又はステップ（ＤＣ成分）と組み合わせて使用することにより、図２０Ａに示される有効な圧力プロファイルを生成できる。ＤＣ圧力成分が低く、末梢静脈圧を下回ると、ＡＣ圧力の変化により静脈容量の比較的小さい変化が生じる。ＤＣ圧力が末梢静脈圧に到達すると、壁内外圧差はゼロとなり、ＡＣ変調により静脈容量は大きく変化する。ＤＣ圧が末梢静脈圧を上回ると、静脈容量のＡＣ成分は静脈が虚脱するため、再び小さくなる。このような効果は図２０Ｂに示されており、同図は圧力変調による静脈吸収率の変化を示す。それゆえ、末梢静脈圧は、ＡＣ圧力変調によって静脈容量の変化が最大となるＤＣ圧力値として特定できる。

[121] 組織表面に関する静脈の深さと皮膚の弾性特性により、計測のばらつきが生じる可能性がある。システムの目的が、皮膚弾性ではなく静脈圧の計測である場合、皮膚弾性のばらつきはノイズ源と考えることができる。皮膚弾性のこのようなばらつきは、眼圧計測分野で使用されているレベレッジング方式（leveraging techniques）を利用して有効に補償できる。具体的には、角膜厚さの差は眼圧変化の未知の発生源である。角膜厚さの差は、ヒステリシス計算又は眼球反応分析を使うことによって有効に補償されている。眼測定システムは、圧平力として強度が増大する気柱を使用している。眼球反応アナライザは、圧平の瞬間を特定するが、気柱は引き続き強度を増しながら角膜がへこむまで噴出される。すると、気柱の力は角膜が再び圧平点になるまで低下される。２つの圧平点の圧力の差は、角膜弾性の尺度（ヒステリシス）である。高い、又は低い弾性については、数学的等式を使って圧平点を「補正」できる。このように「補正」された眼圧は、角膜厚さへの依存度が低い。眼圧測定は反射角を利用し、それゆえ、本願のシステムとは大きく異なるが、発明者らは圧力の降下又は上昇を利用するという基本的な概念の利用は、静脈圧特定の精度を改善するために使用可能であることを発見した。静脈圧特定のためには、この方法は、脈管に所定の圧縮が生じるまで物体に対する力を生じさせることにより作動する。空気圧の適用は、この地を超えても継続され、同様の所見が得られるまでゆっくりと停止される。２つの所定の測定地点における２つの圧力（力）の差は、皮膚弾性の尺度（ヒステリシス）である。この情報により、数学的計算を使って皮膚の影響を補正できる。

[122] 解剖学的計測
[123] 臨床医又はその他の医療従事者による解剖学的計測の特定は、計測方法の違いによりエラーが生じやすい。このような計測方法の差を小さくするために、本発明の実施形態は、重要な解剖学的計測の特定に光学認識技術を使用する。解剖学的計測は、構造化された光を利用する光学システム又は３Ｄカメラシステムにより実行できる。このようなシステムの実体例は幾つか存在し、現在入手可能なシステムにはMicrosoft Kinect, Orbbec Astra, Intel Realsense及びStereolabs Zebステレオカメラが含まれる。これらのシステムは、動作原理は異なるが、３次元空間での測定が可能である。複数のシステムは、手と手指を含む被検者の「骨格」位置を捕捉する骨格追跡が可能である。Hanらは、３Ｄ骨格データに基づく人の既存の時空表現の包括的な調査結果を提示し、情報モダリティ、表現の符号化、構造及び遷移、特徴エンジニアリングの観点からこれらの方法の有益な分類と分析を提供している。Han, Fei, et al. “space-time representation of people based on 3d skeletal data: a review.” arXiv preprint arXiv: 1601.01006 (2016)。

[124] 画像捕捉システムにより、適切な関節位置特定が可能であり、これらの間の距離を測定し、指定の平面内の被検者の位置を特定するために使用できる。実際には、システムは、評価が行われた環境をマッピングし、この環境での被検者の位置を追跡し、被験者の関節をマッピングして骨格を構成する。その結果として得られた骨格は、解剖学的計測の特定と体の３次元位置の特定に使用できる。このような情報に顔検出を補足し、被検者の眼の正確な位置を含めることができる。眼の位置と体全体の位置との組合せにより、被検者がＣＶＰの特定のために適当に体位をとることを確実にするための強力なツールが得られる。

[125] センサ高さの計測
[126] 幾つかの例示的な実施形態において、地面、心臓、又はその他の所定の基準点に関するセンサの位置を特定することが望ましい可能性がある。センサ位置の特定プロセスは、被検者に取り付けられた計測システム（後述）を通じて、又は被検者を観察することにより実行できる。解剖学的寸法を特定するための上述の構造化された光又は３Ｄカメラシステムは、センサ位置の特定にも使用できる。その他の方法には、風景撮影のための外部カメラと被検者に取り付けられるマーカを含むモーションキャプチャシステムの使用が含まれる。光学受動方式は静脈センサ上の再帰反射マーカを使用し、これをカメラにより追跡できる。光学能動方式は、ＬＥＤマーカを使用する。どちらの方法も、マーカ又は発光ダイオード等を静脈感知システムに含めることにより容易に実装できる。

[127] 取り付けられた高さ位置システム
[128] 手指、手、又は手首上の物体の位置の特定能力は、慣性計測ユニット（ＩＭＵ：inertial measurement unit）システムを介して実現できる。加速度計とジャイロスコープを含む典型的なＩＭＵシステムは、３Ｄ空間内の物体の角度位置を測定することができ、これは上肢の振り等の制御された運動条件での物体の位置を推定するために使用できる。ＩＭＵをカメラと共に使用することにより、さらに正確さを高めることができる。この方式には幾つかの種類があるが、最もよく知られているのはTango（試験分野では以前はProject Tangoと呼ばれていた）である。Tangoは、Googleが開発し、制作した技術的プラットフォームであり、コンピュータビジョンを使ってスマートフォン、タブレット、ウォッチ等のモバイル機器が、ＧＰＳ又はその他の外部信号を使用せずに、周囲の世界に関するそれ自体の位置を検出できるようにするものである。Project Tangoは、環境内の機器の位置と向きを特定できる。ソフトウェアは、３種類の機能性、すなわち（１）環境の視覚的特徴と加速度計及びジャイロスコープのデータと共に使用して、空間内の機器の運動を密接に追跡するモーショントラッキング、（２）後で再使用し、その他のProject Tnago機器と共有し、注釈、命令、又は関心対象点などのメタデータにより強化できるマップ内の環境データを保存するエリア学習、及び（３）環境内の距離、大きさ、表面を検出する深さ認識、を統合することにより作動する。これらは共同で、「６自由度」（向きの３軸と動きの３軸）の機器に関するデータを生成し、機器の位置を絶対座標空間内で把握できるようにする。

[129] 絶対位置ではなく相対位置だけが必要である場合には、慣性計測ユニット（ＩＭＵ）からの加速度計及びジャイロスコープデータを使ってシステムの角運動及び変位を概算できることに留意されたい。

[130] その他の高さ感知システムには、ライダの使用を含めることができる。多くの実装例が可能であり、１つの例示的なシステムは、ジンバルに取り付けられたライダシステムを有して、地面に焦点を当て、また別の例は、垂直平面内で事実上旋回するライダシステムを有し、それによって床と天井との間の距離を特定できる。超音波システム、赤外線システム、及び飛行時間計測システム等その他の距離検出システムも適当でありうる。

[131] 心臓と末梢静脈との間の高さの差の特定
[132] 末梢静脈の位置を利用するＣＶＰの計測には、測定位置と右房の適当な目印との間の高さの関係を特定しなければならない。胸郭内の右房の位置は、人によって大きさが異なり、目に見える目印がないため、特定が難しい。今日測定されているように、訓練された医療関係者が解剖学的目印を触診することにより、心臓の位置を特定する。phlebostatic axisは右房の大まかな位置であり、図２１に示されるように、中腋窩線と胸骨右側の第４肋間腔から引かれた線との交点にある。従来、右房位置の特定は、解剖学的なばらつき、触診エラー、及び測定方法の相違により、エラーが生じやすい。

[133] 本発明の実施形態は、医学的トレーニング又は直接触診を必要としない画像化及びモデリング方式を用いた心臓の位置特定のためのより簡単な方法を提供する。被検者の解剖学的な計測は、被検者を機器の付近に立たせることにより得られる。被検者の画像を取得し、画像処理及び骨格化手順により、図２２に示されるように、胴長、四肢長、頸長を含むがこれらに限定されない主要な解剖学的計測の特定が可能となる。確立された比率を使って四肢長、胴長、及び右房位置の関係を規定する。これらの比率を規定するために使用できるデータ源には、外から観察可能な四肢情報及びそれに対応する心臓の位置情報を含む情報源、例えばＭＲＩ、ＣＴスキャン、及びＸ線が含まれる。性別、民族性、及び性別等の被検者の特徴によりデータ源をセグメント化することにより、さらに比率の精度を高め、右房位置の推定を改善できる。その結果、人がカメラの前に立ったときに、視覚的な目印に関する心臓の位置と骨格上の特徴を推定する。特定は、従来のカメラ又は３Ｄカメラで行うことができる。

[134] ＣＶＰ計測を得るために、被検者は図２３に示されるようにテーブルの前に座る。それゆえ、光学的評価により得られた心臓の位置は、被検者が座位へと動くと平行移動するか、保持される可能性がある。機器に設置されたカメラは、被検者が座位へと動いたときの心臓の位置を評価するために使用される。システムは、胸骨下窩、関節位置、又は頭と肩といった物理的物体等の目に見える目印を使って心臓の位置を特定できる。被検者の心臓の位置を同定して、システムは計測位置と心臓との間の高さを特定できる。この方法は、外来クリニックの現場又は家庭において、中心静脈圧の特定のために使用できる。この方法は、心臓の繰返し可能な位置特定のために規定されたプロセスで補うことができる。

[135] 反復計測のための相対心臓位置の特定
[136] 反復計測のために、計測位置と心臓との間の高さの関係を再現するか、又は前回の計測からの変化を１〜２ｃｍの正確さで特定することが望ましい。人体の関節の数を考えると、このような再位置決めの作業には多くの微妙な差異があり、かなり複雑である。例えば、以下のシナリオを考える。被検者は試験のために同じ硬い椅子と同じテーブルを使用するが、被検者は前傾している。胴部の角変位により、被検者が体を起こした姿勢で座っていた前回の測定に関して心臓の位置はより低い位置に下がる。同様に、横に傾いているか、単に椅子にドスンと座ることで、心臓の位置は幾数センチメートルずれる可能性がある。正確に心臓の高さを再位置決めし、又は心臓がどれだけ動いたかを特定するプロセスは、心臓が外が見える表面にあるのではなく、大きさの異なる胸腔の中にあるという事実により、さらに複雑となる。

[137] 心臓の再位置決めは、体に最初の、又は前回の計測時と同じ体積空間を占有させることにより実現できる。体が同じ体積空間内にあると、心臓は事実上、正確に同じ位置にあり、心臓の高さの繰返し精度が得られる。深部到達能力を有する光学測定システムを使って、胴部又は上体の体積空間を確実に整合させることができる。体を様々な姿勢にして、複数のベースライン計測を行うことができる。その後の計測が体積適合要件を満たしたら、計測を行うことができる。体積適合は、関節位置、体の縁端部、又はその他の物体の配列に基づいて特定できる。

[138] 体積整合プロセスは、外的な衣服の違いにより影響を受ける可能性があり、これは被検者が使用する衣服の種類と量に制約を加えうる。衣服が制限される可能性を回避するために、システムは頭の位置を位置決めツールとして使用できる。この方法は、座っている被検者を、玉継ぎ接続点を有する一連の結合された物体としてモデル化することに基づくことができる。最初の結合は椅子への取付であり、その後の結合は上方へと延びる。図２４に示されるように、システムは、椅子の上の２つの主要結合部、すなわち背中と首としてモデル化され、頭は一番上の結合部に取り付けられる。このようなモデルにおいて、何れかの結合が垂直方向に整列していないと、頭の位置の高さが下がる。それゆえ、頭を最大位置に再位置決めするには、結合が垂直方向である必要がある。それゆえ、繰返し可能な頭の位置の取得を利用して、繰返し可能な心臓の高さ位置を生成できる。しかしながら、頭の位置の特定は、頭が複数の自由度を有するため、難しい。それに加えて、被検者の顔は脊柱及び首の軸の前方にある。このような非対称性は、提供される解決策の中で留意され、対処されている。

[139] 図２５Ａは、垂直姿勢にある被験者を示しており、瞳孔の高さ、顔面の垂直軸、及び水平軸を用いて３軸座標系を規定している。多くの座標系を規定でき、以下は例示目的で使用される。図２５Ｂにおいて、被検者が背中−首−頭の整列を維持したまま前方に体を曲げると、座標系は前方に回転して、座標系により規定される交差点がより低い高さへと移動する。図２５Ｃは、被検者が前方に体を曲げるが、頭と首は垂直に整列している状況を示す。この場合、軸系は回転しないが、交差点はより低い高さになる。図２５Ｄは、心臓が最大高さにあるが、頭の軸が回転しており、交差点が減少している状況を示す。このようなシナリオは、被検者の位置が異なるが、心臓の高さが保持されている状況を規定する。実際には、被検者は頭を上げ、首をまっすぐにして、十分な整列が得られるようにすることができる。図２６は、体の横方向に移動し、又は傾いていてもこの方法が機能性を保つことを示している。

[140] 前の図面に示されているように、頭の位置は繰返し可能な体位を得るための重要な要素であり、これは、それが結合の端を表し、典型的には衣服により覆われないからである。ロール、ピッチ、ヨーで定義される頭の向きと頭の高さ又は規定された軸の交差点の高さは、頭の位置特定の根拠とすることができる。１つの軸又は１つの基準点の特定では、結果が不正確となる可能性がある。例えば、瞳孔位置を使用した場合、高さの特定にエラーが生じる可能性があり、それは、頭の後部のピッチ運動により、眼の位置が高くなり、背中の非整列を補償できるからである。その結果、心臓の位置はより低くなるが、被検者が正しくない位置にいることは示されない。

[141] 頭部位置特定システムは３Ｄ機能を有するカメラを使用し、それによって頭のロール、ピッチ、及びヨー運動が特定される。図２７は、深度計測カメラのために計算されたこれらの要素を示す。深度計測以外のカメラを使用できるが、システムの全体的な精度は、深度計測カメラを使用した方がよりよい可能性がある点に留意されたい。カメラは、被検者の顔と胴体上部を捕捉するように配置される。カメラは頭部位置情報を提供し、首、胸、及び肩の位置に関するその他の情報も提供できる。

[142] 使用中、被検者は、快適で計測終了まで持続できる頭の最大位置を規定できる。この頭の位置はその他の計測結果を比較するための基準となる。その後の計測のために、被検者は自分の上肢を筐体の中に置き、同じ椅子に座る。視覚的フィードバックツールを使って被検者は自分の頭を過去の基準と一致する方法で再位置決めするように指示される。その結果、繰返し可能な心臓の高さが得られる。

[143] 実際に、被検者の中には、頭の整列の体位における小さい変化により、位置繰返し可能性基準を満たしにくいかもしれない人もいる。これは、短い時間内で複数の計測を得て、これらの位置のばらつきの可能性をマップアウトすることにより対処できる。この方法はまた、その他の情報も使って被検者の再位置決めを容易にできる。例えば、首と胴部との間の関係を特定し、再位置決めを容易にするために使用できる。この方法は体積評価方式と似ているが、整列角度に基づいており、これは衣類の違いの影響をより受けにくい。

[144] 被検者の一部（典型的にはより高齢の被検者）は重い脊柱後彎症を有しており、これは円背又は猫背とも呼ばれる。このような状態がある場合に、どちらの方法でも引き続き、中心静脈圧計測のための繰返し可能な位置決め機構が得られる。

[145] その他の光学的方法には、体に取り付けた１つ又は複数（例えば３つ）の光学マーカ、例えばＩＲリフレクタの使用を含めることができる。光学マーカは１つの機器の中に構成でき、それによって、胸の上のリフレクタの角度を特定できるようにカメラに関する位置を特定できる。その他の方式には、マーカを上体の、頭を含む他の領域に配置することを含めることができる。

[146] 非光学システムには、圧力計と慣性計測ユニット（ＩＭＵ）の使用を含めることができる。柔軟なＵ字型圧力計は、チューブの両端間の相対高さを、これらの端間の静水圧の差により提供する。圧力計の一方の端は、外部の目印（例えば、胸骨窩）を使って体に取り付け、もう一端を末梢静脈の位置と垂直方向に整合させる。圧力計は、末梢静脈の位置と基準点との間の垂直方向の距離を計測する。心臓は胸の中にあるため、上体の角度を考慮することが重要である。ＩＭＵは、胴部の角度を特定するために使用できる。その結果として得られた情報を使って、繰返し可能な体位を生成し、又は前回の計測に関する体位の変化を補償できる。

[147] カメラと外部の目印に取り付けられたＩＭＵを使用する複合システムも、心臓の高さの特定に使用できる。カメラとＩＭＵの両方から得られる情報を組み合わせて、位置と向きを計測できる。

[148] 例示的実施形態
[149] 制御された上肢挙上による静脈画像化
[150] 制御された上肢挙上を利用するシステムと方法は様々な方法で実装でき、以下は１つの例示的な実施形態の説明である。図２８は、解剖学的計測を行うための静脈イメージングシステムと３次元イメージングシステムの複合的使用を示す。図２８Ａにおいて、被検者がシステムに近付いて、座ると、正面カメラ１２０１を使って被検者の解剖学的寸法と目印が捕捉される。光学システム１２０２は、静脈容量の特定ができるような方法で組織を画像化する。するとシステムは、所定の制御された方法での上肢挙上中に画像を取得できる。図２８Ｂは、上肢が中心静脈圧より高い地点まで挙上されていることを示す。

[151] 制御された上肢の動きを使用することは、システムの応答の生理学的遅延の影響を緩和させるのに役立つ。１つの使用のシナリオにおいて、システムは、連続する小さい段階状に上肢を挙上させ、光学応答が釣り合うのを待ってから次の位置に進むようにすることができる。図２９は、このような上肢挙上プロトコルを示す。壁内外圧差がゼロである地点を超えると、さらに高さを増しても静脈容量のそれ以上の変化は非常に小さくなる可能性がある。静脈容量を釣り合わせてから動かすことは、それによって応答遅延の影響を排除できるため、重要である。高さの変化の増分は一定とすることができ、又は変化の大きい領域でより多くのサンプルを得る、圧力−容量曲線のサンプリングの最適化のために変化させることもできる。それゆえ、高さの増分は、過去の位置変化に対する応答特性に依存させることができる。前回の応答変化が大きければ、高さの増分を減らすことができ、小さければ、高さの増分を増やすことができる。図２９は、上述の方法の説明のための例である。静水圧が中心静脈圧１４０１に近付くと、釣り合いのための全体的な時間が長くなる１４０２。静水圧が中心静脈圧と等しくなる高さ１４０３では、さらに上肢を挙上しても、それ以上の静脈圧縮は発生しない。このような種類の体系的方式は、正確な中心静脈圧の特定におけるシステムの遅延の影響を軽減させる。

[152] 図３０は、制御された上肢挙上中の静脈イメージングシステムの実施形態からの例示的なデータを示す。手背静脈の画像は、赤外線カメラと８０５ｎｍの照明を使って取得された。画像中、静脈はより暗い領域として見えるが、これは血液の赤外線吸収がより大きいからである。図３０Ａは、手の高さを連続的に上げながら撮られた一連の画素を示す。静脈虚脱による吸収率の違いが明らかであり、すなわち、暗い静脈領域はより高い位置ではほとんど消えている。図３０Ｂは、制御された上肢挙上中の手の高さ及び画像強度の時間経過を示す。強度は、初期画像のバイナリセグメンテーションを用いて作られた「静脈マスク」内から特定される。実験中、上肢は図２８に示されるような回転ステージを使って挙上された。上肢は、挙上信号が釣り合った後でのみ、最後の高さの変化まで一定の増分で挙上された。このグラフの調査は、（胸骨上窩に関して）−５ｃｍ程度の位置で、高さの変化が静脈虚脱による光学信号の大きな変化を生じさせたことを示している。図３０Ｃには、（釣り合った後の）安定状態の強度の値が高さの関数として示されている。高さの関数としての光学信号の変化に基づき、静脈虚脱が３ｃｍまでに起こったことが明らかである。

[153] 当業者であればわかるように、静脈画像化データの分析に使用できる数多くの代替的な方法があり、これには分解方式、静脈の幅の計測、関心領域方式が含まれる。

[154] 制御された上肢挙上を用いる手首用機器
[155] 制御された上肢挙上は、被検者主導の運動でも実装できる。１つのシナリオでは、手首用の光学評価システム、例えば前述のような腕時計のバンドを遠隔投射システムと組み合わせることができ、それが使用者が自分の手をそこまで移動させなければならない位置を表示する。このようなシステムは、図３１に示されている。被検者には、視覚的又は聴覚的合図を受け取ってからのみ、手を次に表示された標的まで挙上させるように知らせることができる。投射システムは、カメラを使って壁（又はその他の投射面）までの距離を特定し、被検者が適切に移動したことを確認できる。あるいは、腕時計のバンドに取り付けられた光検出器を使って、被検者が手を適切な位置まで挙上したことを特定できる。視覚的フィードバックのほか聴覚的フィードバックも、適切な移動と位置決めを示すために被検者に提供できる。手首用システムは、無線又はBluetooth接続を通じて投射システムと通信できる。

[156] 図３２は、使用者主導の上肢移動中にＰＰＧ手首用センサから収集されたデータの例である。視覚的標的が均等な高さ増分で表示され、使用者はＰＰＧ信号が略安定状態の値に到達してからのみ、移動させるための合図を受けた。光吸収率と手首の高さの時間経過が図３２Ａに示され、高さの関数としての安定状態の吸収率が図３２Ｂに示されている。このグラフを見ると、胸骨上窩の５ｃｍ上より前に静脈の虚脱が見られる。

[157] 非接触式動圧トノメータ
[158] 図３３Ａは、静脈虚脱の特定のために動（速度）圧を利用する中心静脈圧計測システムの実施形態の図である。動圧は、空気流の方向と速度の変化の結果である。このシステムでは、被検者が手を動かす必要がなく、壁内外圧差を体系的に変化させるような方法で組織に対する外力を変化させる。動作中、システムは静脈イメージングシステムを使って、制御されたエアストリームにより影響を受ける領域内の１つ又は複数の計測部位を分離させることができる。このような方法により、上肢挙上から生じた自律神経による変化の影響が最小化される。非接触式のトノメータシステムは、システムに関する被検者の心臓の高さを評価するための３Ｄカメラを含むことができる。静脈容量の実際の計測は、脈管から計測された吸収率変化、光学システムが静脈高さ特定のために側面と整列されている場合は高さの変化、及び脈管寸法の変化の検査により特定できる。繰返し可能な計測を容易にするために、システムは、図３３Ｂに示されるように、位置合わせペグの形態のフィンガアラインメントシステムを含むことができる。照明、画像捕捉、及び空気管理のための機器が図３３Ｃに示されている。手の照明は、光学ソース２６０１により行われ、空気は２６０２により案内される。システムはまた、光源を手の下に設置することにより、透過照明も可能にできる。

[159] 図３４は、付加される空気圧の変調による静脈容量の変化を示す。この例示的な計測中に、空気流が手の表面へと案内されている間に手背静脈の赤外線画像を得た。空気流の速度は、約２０秒の期間で低い状態と高い状態との間でバイナリ方式で変調させた。図３４Ａは、最小及び最大流の時点での例示的な計測により得られた画像フレームを示す。一連の画像を調査すると、空気流の関数としての静脈容量の繰返し可能な変化がわかる。静脈は、最小空気流期間中は、最大空気流期間中より広く、より暗い。図３４Ｂは、初期画像のバイナリセグメンテーションを使って作られた静脈マスク中の平均光学信号強度を示す。空気圧により誘導される静脈虚脱の時間経過は明らかに見ることができる。図３４Ａに表示されるフレームは、最小流は円で、最大流は正方形で示される。図３４Ｃは、最大及び最小流の時点での画像の断面の平均ピクセル強度を表示する。断面は、図３４Ａの最初のパネルに示されている。一次脈の幅（中心は略ピクセル７０にある）は、最大流が適用されたときに大きく縮小することがわかる。それゆえ、気流による非接触圧力変調の結果、強度の大きさの変化と空間的及び形態的特性の変化との両方の点から分析できる実質的な光学信号の変化が得られる。

[160] 非接触型静圧トノメータ
[161] システムは、壁内外圧差を変化させるために静圧又は略静圧機構を使用できる。このシステムは、使用者に手を入口又は開口部から筐体の中に入れさせることにより、動作する。ボックスには入口ポートがあり、これは手をボックスに入れることはできるが、同時に手首周囲に残る空間が最小となるような大きさである。図３５エラー！出典不明。はこのような設計を示す。幾つかの実施形態において、手首の周囲の空間は、アイリス絞りを含む複数の機構により最小化できる。アイリス絞りは、光学系において円形の開口を体系的に閉じるために一般的に使用される。手首の周囲を密閉するために使用さる機構は、手からの静脈流をＣＶＰ計測エラーが生じるように妨害するようなものであるべきではない。適当な機構は２０１７年１１月１７日に出願されたＰＣＴ特許出願の米国特許出願第１７／６２３５６号に記載されており、これを参照により援用する。測定エラーは、手首に接触しない、手首の静脈のない組織とのみ接触する、又は典型的な静脈圧より低い圧力で手首と接触するシステムを使用することにより削減できる。図３５は、被検者の手首が、それを筐体に入れる際にテーブル又はその他の表面に載せることができることを示している。遠位前腕部において、静脈流のための一次表在導管は尺側及び橈側皮膚静脈であり、これらはそれぞれ前腕の内側面と外側面に沿っている。それゆえ、遠位前腕部の手掌表面には大きな静脈がなく、接触圧をこの面に加えても、ＣＶＰの計測に影響を与えない。

[162] 中心静脈圧は、ボックス内の圧力を、壁内外圧差が測定可能に変化するように変更することによって特定できる。ボックス内に押し出される空気の量がボックスから出る量を超えると、ボックス内の圧力は上昇し、その静脈区画の壁内外圧差が減少する。動作中、被検者は手を動かす必要がなく、壁内外圧差の変化はすべて、空気圧の変化を通じて起こされる。１つの実施形態において、システムはシステムにより画像化される領域内の１つ又は複数の測定部位を分離するための静脈イメージングシステムを使用できる。正確な計測を確実にするために、システムの外側部分は３Ｄカメラ又は単純なＵ字型圧力計を含み、システムに関する被験者の心臓の高さを評価できる。静脈容量の実際の計測は、脈管から計測された吸収率の変化、光学システムが静脈高さの特定のために側面に整列されている場合は高さの変化、及び脈管寸法の変化を調査することにより特定できる。繰返し可能な計測を容易にするために、システムはフィンガ又はハンドアラインメントシステムを含むことができる。システムはまた、大気圧未満の圧力を生じさせることができるため、その部位での静脈貯留が容易となる。このような能力は、試験のための標準化された初期状態を規定するために価値があるかもしれない。実際には、大気圧未満の圧力低下を使用でき、試験開始前に安定した静脈容量信号を特定できる。あるいは、高圧状態を初期状態として使用し、静脈容量が確実に最小となるようにすることもできる。他の方法では、開始状態は周期的圧力変調を利用して、静脈伸展受容器を使い果たし、さらなる摂動のための静脈の条件を整えることができる。このような規定された初期状態は、計測精度を高めるために使用できる。

[163] 図３６は、壁内外圧差を変化させるために空気静圧を使用する中心静脈圧計測システムと静脈容量の変化を検出するカメラの例を示す。手は、被検者の手首と柔軟なシリコーンスリーブ（図示せず）に合わせた大きさの開口部３６０１からボックスに入れられる。スリーブにより、ボックス内の圧力を超える接触圧力を生じさせない圧力シールが得られる。ボックスの内の空気圧は、空気入口の遠心ブロワ（図示せず）と出口のバタフライバルブ（図示せず）を使って変化させることができる。バタフライバルブの回転により、空気流を許可したり制限したりすることができる。所望のボックス圧は、カスタムソフトウェアにより設定でき、ボックス内部の圧力を記録する圧力センサをＰＩＤコントローラに接続して、目標圧力に到達するようにバタフライバルブの位置を調節できる。手は、パームレスト３６０４の上に載せられ、これは筐体圧の力と反対の静的摩擦を提供する。手は中心波長８５０ｎｍのＬＥＤリング３６０２により上から照明される。赤外線感知モノクロームカメラ３６０３は、手背表面のデジタル画像を捕捉する。反射照明により、手背静脈に対する特異性が高まり、光学信号へのより深い静脈及び動脈からの貢献を最小化する。直交配向された線形偏光板３６０５がＬＥＤの下及びカメラレンズの前に設置され、スペクトル反射を減少させるために使用される。圧力計（図示せず）は、右房と手背との間の垂直方向の距離を特定するために使用される。圧力計の一方の端はphlebostatic axis（第４肋間腔内の、胸壁の中前後直径の位置にある）に取り付けられ、もう一方の端はボックスの手の位置に取り付けられる。この計測は、水静圧の影響を勘案するために使用される。

[164] 図３７は、図３６のシステムを使って中心静脈圧を特定できる方法を示す。図３７Ａに示されるように、手背静脈の画像が赤外線カメラで捕捉される。図３７Ｂに示されるように、線形ランプと方形変調を組み合わせた圧力プロファイルを使って、壁内外圧差を変化させる。変調振幅は比較的小さく（４ｃｍ Ｈ２Ｏ）保たれて、静脈充満時間が長くなるのが避けられる。画像にはフレームごとのレジストレーションを行い、被検者により導入された、又は圧力変化により誘導された動き又は歪みに対処する。画像分析により、図３７Ｃに示される静脈クラスタ３７０１が、圧力プロファイルに関連する変動及び局所近傍統計に基づいて特定される。静脈ピクセルからの強度信号は相対吸収率に変換され、時間的ハイパスフィルタ処理を行って、低周波数ノイズ源が排除される。Savitzky-Golayフィルタも適用されて、時間的特徴を過剰にぼけさせることなく、心拍数の影響が除去される。図３７Ｄは、処理された平均静脈信号を示す。壁内外圧差がゼロを横切る期間は、静脈吸収率の最大変調の原因となるため、容易に特定できる。圧力対変調の関係は、ある範囲での平均圧力を考慮し、関連する吸収率の変化を計算することにより構成できる。局所平滑化アルゴリズムを使って特定された各静脈クラスタに関する曲線が図３７Ｅに示されている。曲線を比較して、異なる静脈セグメント間の相対的な空間均一性を確認できる。この条件が満たされると、末梢静脈虚脱圧を、図３７Ｆに示されるような圧力対変調曲線のピーク３７０２から推定できる。この例において、末梢圧は２１．３ｃｍ Ｈ２Ｏと特定される。手背とphlebostatic axisとの間の垂直方向の距離により、圧力計で特定された静水圧の１７．２ｃｍ Ｈ２０が加算された。それゆえ、末梢静脈圧からの静水圧を差し引くと、ＣＶＰは４．１ｃｍ Ｈ２Ｏと特定された。これらの分析ステップは、中心静脈圧をどのように特定できるかの一例を表しているにすぎず、画像及び信号処理のための数多くの代替的な方式を使って、同様の情報を抽出できる。

[165] 図３８は、末梢静脈圧の変化に対するこの方法の感度を実証している。１人の被検者に対して実施された一連の実験の中で、末梢静脈圧は、心臓に関する手の高さを変化させることによって、したがって手指静脈内の静水圧を変化させることによって操作された。図３８Ａは、手の開始位置に関する圧力対変調曲線を示し、図３８Ｂは手を下げたときの曲線を示す。手を下げると、静脈内の静水圧が上昇し、虚脱点（壁内外圧差がゼロ）は右にシフトする。図３８Ｃに示されるように、実験を幾つかの手の位置で繰り返すことにより、末梢静脈圧（ＰＶＰ）は静水圧（ＨＳＰ）と一貫した再現性の高い関係を有することが実証される。それゆえ、中心静脈圧は、手の高さに関係なくＣＶＰ＝ＰＶＰ−ＨＳＰとして特定できる。

[166] 空気圧カフ
[167] 静圧及び動圧システムの他の例示的な実施形態は、空気圧を使って手首の空気カフを作ることである。毛細血管と心臓との間のある位置における壁内外圧差を体系的に変更できることによって、幾つかの計測の選択肢が得られる。具体的には、制御された静脈還流機構を作れることにより、中心静脈圧を計測するための血管内圧の操作が可能となる。

[168] 当業者であればわかるように、空気流、空気圧、又はこれら２つの組合せを使ってＣＶＰの特定のための血管外及び血管内壁内外圧差を変化させる代替的実施形態は数多く存在する。

[169] 光学トノメータ
[170] 例示的な実施形態の光学トノメータは、組織と接触して設置できる１つ又は複数の光ファイバの使用に基づく。光ファイバは、所定の方法で組織と相互作用し、異なるレベルの力が組織に加えられるようにすることができる。力を組織に加えるための機構は光ファイバを介して行われ、これは計測モダリティも表す。光ファイバは、ファイバにより発せられる圧力による圧力上昇によって吸収率の変化を計測できる。それ以上の吸収率の変化が起こらなかった、又は最大変位が発生した圧力点により、静脈虚脱と壁内外圧差ゼロを特定できる。壁内外圧差をゼロにするのに必要な、その結果による力と心臓に関する手の高さにより、中心静脈圧の特定が可能となる。自己管理型テストを創出するために、複数のピンを使って手の表面に有効に適合させる子供用玩具によく似た方法で、光ファイバの分散アレイを利用できる。その結果として得られる光ファイバのアレイをイメージング分光計に再び送信し、評価できる。図３９は、光学トノメータの例示的な実施形態の図である。

[171] 本発明を各種の例示的な実施形態に関連して説明した。上記の説明は本発明の原理の応用の説明にすぎないことを理解されたく、本発明の範囲は明細書を参照した上で特許請求範囲により判断される。本発明のその他の変形型や改良は、当業者にとって明らかであろう。

Claims (34)

1. 個人の中心静脈圧を特定する装置であって、
   （ａ）前記個人の肢の静脈内の壁内外圧差を変化させるための圧力機構と、
   （ｂ）前記肢の計測領域内の血圧に応答し、複数の壁内外圧差の各々での血液量の計測値を特定するように構成された光学測定システムと、
   （ｃ）解剖学的基準点に関する前記計測領域の高さを特定する高さ特定機器と、
   （ｄ）前記特定された高さから、及び壁内外圧差と血液量との関係から中心静脈圧を特定するように構成された分析システムと、を備える装置。
2. 前記分析システムは、前記特定された高さから、及び、前記特定された血液量の計測値が壁内外圧差がゼロに到達したことを示す前記壁内外圧差から、中心静脈圧力を特定するように構成される、請求項１に記載の装置。
3. 前記圧力機構は、前記静脈への外部圧力を変化させる機構を含む、請求項１に記載の装置。
4. 前記圧力機構は、
   （ａ）密閉機構を有し、前記静脈の周囲より高い圧力を付加するように構成された加圧可能筐体と、
   （ｂ）前記静脈に複数の圧力を付加するように構成された制御機構と、を備える、請求項３に記載の装置。
5. 前記密閉機構は、前記付加された圧力を使って係合するシールを含む、請求項４に記載の装置。
6. 前記制御システムは、前記筐体を出る空気の流速を変化させることにより、前記静脈に複数の圧力を付加する、請求項５に記載の装置。
7. 前記光学計測システムは、
   （ａ）光を前記静脈へと案内するように構成される照明システムであって、前記光は脱酸素化ヘモグロビンにより吸収される１つ又は複数の波長を含む照明システムと、
   （ｂ）前記１つ又は複数の波長に対して感度を有する光学感知機器と、を備える、請求項１に記載の装置。
8. 前記１つ又は複数の波長は５３０ｎｍより長い波長を含む、請求項７に記載の装置。
9. 前記光学感知機器は、前記肢内の組織から反射した光を収集するように構成される、請求項７に記載の装置。
10. スペクトル反射した光が前記光学感知機器に到達するのを阻止するように構成される第１及び第２の偏光板をさらに含む、請求項９に記載の装置。
11. 前記光学感知機器は、前記肢内の前記組織を透過した光を収集するように構成される、請求項７に記載の装置。
12. 前記光学感知機器はさらに、前記肢内の前記組織を透過した光を収集するように構成される、請求項９に記載の装置。
13. 前記光学測定システムは前記静脈の画像を捕捉する、請求項１〜１２のいずれか１項に記載の装置。
14. 前記高さ特定機器は圧力計を含む、請求項１に記載の装置。
15. 前記高さ特定機器は、体に取り付けられるように構成された物体を含み、前記圧力計は前記物体に取り付けられる、請求項１４に記載の装置。
16. 前記圧力計は前記体の、目視検査、触診、又はそれらの組合せで特定される位置に取り付けられる、請求項１４に記載の装置。
17. 前記高さ特定機器は、前記光学計測システムとは別のイメージングシステムを含む、請求項１に記載の装置。
18. 前記イメージングシステムは、前記個人の解剖学的寸法を特定するように構成される、請求項１７に記載の装置。
19. 前記イメージングシステムは、空間内での前記個人の体の体積を特定するように構成される、請求項１７に記載の装置。
20. 前記イメージングシステムは、前記個人の頭の位置を特定するように構成される、請求項１７に記載の装置。
21. 個人の中心静脈圧を特定する非侵襲的方法において、
    前記個人の肢の計測領域を、圧力管理システムを使用して変化する外的圧力に前記肢をさらすことにより、又は前記肢を前記個人の心臓に関する測定部位の高さが変化するような複数の形態で設置することにより、又は抵抗呼吸により、又はそれらの組合せにより、複数の壁内外圧差にさらすことと、
    光源と感光検出器を使って、前記肢の計測領域における静脈の虚脱と、静脈虚脱が発生した前記壁内外圧差を光学的に特定することと、
    前記個人の心臓の右房と前記計測領域との間の垂直方向の分離を特定することと、
    静脈虚脱が発生した前記壁内外圧差から、及び前記垂直方向の分離から、前記中心静脈圧を特定することと、を含む方法。
22. 個人の中心静脈圧を特定する方法であって、
    （ａ）加圧可能筐体を提供し、前記肢を前記筐体内に設置し、前記肢の周囲にシールを提供することと、
    （ｂ）解剖学的基準に関する前記肢の計測領域の高さを特定することと、
    （ｃ）前記加圧可能筐体を使って前記肢を複数の外的圧力にさらすことと、
    （ｄ）前記肢の計測領域内の血液の存在に応答する光学測定システムを提供し、前記光学計測システムを使って、前記計測領域内の血液量の計測値を特定することと、
    （ｅ）前記血液量の計測値と、対応する外的圧力との関係から、及び前記特定された高さから、前記中心静脈圧を特定することと、を含む方法。
23. 前記加圧可能筐体を使って前記肢を複数の外的圧力にさらすことは、前記肢を時間と共に増大する複数の圧力にさらすことを含む、請求項２２に記載の方法。
24. 前記加圧可能筐体を使って前記肢を複数の外的圧力にさらすことは、前記肢を変調された圧力にさらすことを含む、請求項２２に記載の方法。
25. 前記変調された圧力は１Ｈｚ〜０．０５Ｈｚの間の周波数を有する、請求項２４に記載の方法。
26. 前記変調された圧力は、１０ｃｍ Ｈ２Ｏ未満の変調振幅を有する、請求項２４に記載の方法。
27. 前記加圧可能筐体を使って前記肢を複数の外的圧力にさらすことは、前記肢を、時間と共に離散増分で変化する複数の圧力にさらすことを含む、請求項２２に記載の方法。
28. 前記加圧可能筐体を使って前記肢を複数の外的圧力にさらすことは、前記肢を時間と共に線形に変化する複数の圧力にさらすことを含む、請求項２２に記載の方法。
29. 前記分析システムは、前記静脈の画像から前記静脈の大きさ、容量、又は血液成分を特定するように構成される、請求項１３に記載の装置。
30. 前記複数の壁内外圧差は、
    （ａ）前記肢を、前記個人の心臓に関る計測部位の高さが変化するように複数の形態で設置すること、
    （ｂ）前記個人が前記計測領域を前記心臓に関する複数の位置に位置付けるようにさせることであって、少なくとも幾つかの位置は前記心臓に関して異なる垂直位置にあること、
    （ｃ）前記個人が前記計測領域を含む上肢、手指、又は下肢を、垂直平面内の所定の回転を通じて移動させること、
    （ｄ）前記個人が前記計測領域を含む上肢、手指、又は下肢を、固定された基準又は前記個人に通信される基準により示される複数の所定の位置へと移動させること、
    （ｅ）前記個人が前記計測領域を含む上肢、手指、又は下肢を、固定された基準又は前記個人に通信される基準により示される複数の所定の位置へと移動させ、前記移動が完了したことをセンサを使って確認すること、
    （ｆ）前記個人が前記計測領域を前記心臓に関する複数の位置に位置付けるようにさせることであって、少なくとも幾つかの位置は前記心臓に関して異なる垂直位置にあり、各移動は現在位置の光学計測が安定化してから促されること、のうちの１つ又は複数により得られる、請求項２１に記載の方法。
31. 前記複数の壁内外圧差は、前記計測領域を含む肢の動きを制限するモーションガイダンス装置を使用することと、前記個人が前記計測領域を前記モーションガイダンス装置により規定される複数の位置へと移動させることとによって得られる、請求項１に記載の方法。
32. 前記複数の壁内外圧差は、光を表面に投射することであって、投射される光のパターンは前記計測部位の複数の位置を規定することと、前記個人が前記計測部位を前記複数の位置の各々へと移動させるように促すこととにより得られる、請求項１に記載の方法。
33. 前記複数の壁内外圧差は、
    （ａ）前記肢を圧力管理システムを使って変化する外的圧力にさらすこと、
    （ｂ）前記計測領域を複数の外的圧力にさらすこと、
    （ｃ）前記計測領域を複数の空気圧にさらすこと、
    （ｄ）前記計測領域を複数の物理的圧力にさらすこと、により得られる、請求項１に記載の方法。
34. 前記複数の壁内外圧差は、前記個人の手を受け入れるように構成された筐体と、容器と通信するガス供給手段とを使用すること、及び前記ガス供給手段を制御して、前記容器内の前記個人の手にかかるガス圧を変化させて、複数の壁内外圧差を提供できることにより得られる、請求項１に記載の方法。

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