JP2023506543A - 被験者のバイタルサインを決定するためのデバイス、システム、及び方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、ＰＰＧの使用によって、被験者のバイタルサインを決定するためのデバイス１００に関する。デバイスは、１つ又は複数の照明スポット２０で照明された被験者の、皮膚領域１２における複数の測定スポット３０から、複数の第１の検出信号を取得するように構成された処理ユニット１１０を備え、ここで、第１の検出信号は、１つ又は複数の照明スポット２０において皮膚領域１２に入り、複数の測定スポット３０において皮膚領域１２を出る電磁放射線９０から導出される。処理ユニット１１０はさらに、皮膚領域１２の３Ｄ画像情報１３０を取得し、これにより、測定スポット３０と照明スポット２０との間の実際のスポット距離１５をそれぞれ決定することができる。この情報は、ＰＰＧ信号をより正確に解釈するために使用できる。なぜなら、３Ｄ画像情報がないと、皮膚の表面が傾いている場合しか、投影距離を決定できないからである。それに加えて、これにより、均質な皮膚領域から導出されたＰＰＧ信号を平均して、ＰＰＧ信号強度を向上させ、ノイズを低減することができる。そのようなデバイス及び対応する方法を含むシステム５００がさらに説明される。

Description

本発明は、被験者のバイタルサインを決定するためのデバイス、システム、及び方法に関する。

例えば、心拍数、呼吸数、又は動脈血酸素飽和度などの人のバイタルサインは、人の現在の状態の指標として、また深刻な医療事象の強力な予測因子として機能する。このため、バイタルサインは、入院患者及び外来患者のケア環境、自宅、又はさらなる健康、レジャー、及びフィットネスの環境で、広範囲に監視される。

バイタルサインを測定する１つの手法は、プレチスモグラフィ（ＰＰＧ）である。ＰＰＧは、一般に、器官又は体部分の体積変化の測定を指し、特に、心拍ごとに被験者の体を移動する心臓血管脈波による体積変化の検出を指す。

より具体的には、ＰＰＧは、関心のある領域又は体積の光の反射率又は透過率の時間変化変動を評価する光学測定技法であり、血液が周囲の組織よりも多くの光を吸収するという原理に基づく。したがって、心拍ごとの血液量の変化は、それに応じて透過率又は反射率に影響する。心拍数に関する情報に加えて、ＰＰＧ波形は、呼吸などのさらなる生理学的現象に起因する情報を含むことができる。（通常は、赤及び赤外線である）異なる波長における透過率及び／又は反射率を評価することにより、血中酸素飽和度ＳｐＯ２を決定することもできる。

最近、目立たない測定のための非接触リモートＰＰＧ（ｒＰＰＧ）デバイスが導入された。リモートＰＰＧは、光源、又は一般的には被験者から離れて配置された放射線源を利用する。同様に、例えば、カメラ又は光検出器のような検出器もまた、関心のある被験者から離れて配置される。特殊な種類の非接触リモートＰＰＧとしての非接触カメラベースのＰＰＧは、通常、広視野（均一）照明及び検出を使用する。したがって、この技法は、以下では「広視野ＰＰＧ」と呼ばれる。広視野ＰＰＧにおけるＰＰＧ信号強度は、通常、非常に小さい（変調の１％未満）。これは、後方散乱／透過光のほとんどが、被験者の皮膚を、非常に短い距離しか移動しないためである。この非常に小さな信号強度は、（少なくとも１０～１００倍の差がある）従来の接触ＰＰＧプローブと比較して、非接触カメラベースのＰＰＧの重大な欠点である。多くの解剖学的場所では、広視野ＰＰＧ信号は、（例えば、脚や腕では）実際には測定できないが、接触センサを使用すると、これが可能になる。

非接触カメラベースのＰＰＧの別の可能性は、照明パターンの使用に基づくか、又は、例えば、レーザによって作成された単一のスポットの使用に基づくものであり、本明細書で提案され、以下では「放射状ＰＰＧ」と呼ばれる。放射状ＰＰＧの利点は、広視野ＰＰＧの場合よりも、皮膚を長距離移動した光を測定できることである。その結果、大幅に大きなＰＰＧ変調深さを測定でき、これにより、上記で論じた通常の広視野カメラベースのＰＰＧの欠点を克服できる。しかしながら、欠点は、広視野ＰＰＧと比較して、空間分解能が低下することである。放射状ＰＰＧから生じる別の問題は、１つの照明スポットのみが評価される場合、ほんの数個のカメラピクセルしか、カメラのダイナミックレンジで信号を送信できないことである。さらに、画像のスケールは較正されていないため、放射状ＰＰＧ信号の有意な評価はできない。

ＵＳ２０１８／０００３５９Ａ１は、光源、画像キャプチャデバイス、及び１つ又は複数の演算回路を含む、生物学的情報検出デバイスを開示する。光源は、光によって形成されたドットを、生体を含むターゲットに投影する。画像キャプチャデバイスは、光検出器セルを含み、ドットが投影されるターゲットの画像を表す画像信号を生成する。１つ又は複数の演算回路は、画像信号を用いて、画像中の生体の少なくとも一部に対応する部分を検出し、その部分の画像信号を用いて、生体の生物学的情報を計算する。

ＵＳ２０１７／０９５１７０Ａ１は、生物のバイタルサイン関連情報を取得するためのデバイス、システム、及び方法に関する。提案されたデバイスは、生物の皮膚領域から反射され、少なくとも１つの波長間隔で受信された光から生成された、入力信号を受信するための入力ユニットであって、前記入力信号は、生物のバイタルサインが導出されるバイタルサイン関連情報を表す、入力ユニットと、入力信号を処理し、前記入力信号から、前記生物のバイタルサイン関連情報を導出するための処理ユニットと、前記皮膚領域の方位を推定するための方位推定ユニットと、前記皮膚領域の推定された方位に基づいて、前記皮膚領域を照明するための光を用いて、前記皮膚領域を照明する照明ユニットを制御するための、及び／又は、前記皮膚領域の推定された方位に基づいて、選択された時間間隔中に取得された前記入力信号から、バイタルサイン関連情報を導出するように前記処理ユニットを制御するための処理ユニットとを備える。

従来の放射状ＰＰＧから生じる異なる問題に基づいて、本発明の目的は、被験者のバイタルサインを決定するための、より正確なデバイス、方法、及びシステムを提供することである。

本発明の第１の態様では、被験者のバイタルサインを決定するためのデバイスが提示され、これは、
－ １つ又は複数の照明スポットで照明された被験者の皮膚領域における複数の測定スポットから、複数の第１の検出信号を取得し、ここで、複数の第１の検出信号は、１つ又は複数の照明スポットにおいて皮膚領域に入り、複数の測定スポットにおいて皮膚領域から出る電磁放射線から導出され、
－ 皮膚領域の３Ｄ画像情報を取得し、
－ 複数の第１の検出信号に対して、取得された皮膚領域の３Ｄ画像情報に基づいて、それぞれの測定スポットと照明スポットとの間の、それぞれのスポット距離を決定し、
－ 複数の第１の検出信号を、それぞれのスポット距離と、それぞれのスポット距離が決定される照明スポットとに割り当て、
－ 同じ照明スポットと、しきい距離値よりも小さいそれぞれのスポット距離とに割り当てられた第１の検出信号を平均して、平均された第１の検出信号を取得し、平均された第１の前記検出信号から、平均されたバイタルサインを決定するか、又は、同じ照明スポットと、しきい距離値よりも小さいそれぞれのスポット距離とに割り当てられた、第１の検出信号から、バイタルサインを決定し、前記バイタルサインを平均して、平均されたバイタルサインを取得するように構成された、処理ユニットを備える。

本発明の別の態様によれば、被験者のバイタルサインを決定するためのシステムが提示され、これは、上記のデバイスに加えて、電磁放射線を放出して、１つ又は複数の照明スポットで、被験者の皮膚領域を照明するように構成された照明ユニットと、１つ又は複数の照明スポットで照明され、皮膚領域から反射されて、検出された電磁放射線の画像を記録し、記録された画像から、複数の第１の検出信号を導出するように構成されたカメラとを備える。

本発明のさらに別の態様では、対応する方法と、コンピュータにおいて実行された場合、コンピュータに対して、本明細書に開示される方法のステップを実行させるためのプログラムコード手段を含むコンピュータプログラムとに加えて、プロセッサによって実行された場合、本明細書に開示される方法を実行させる、コンピュータプログラム製品を格納する、非一時的コンピュータ可読記録媒体とが提供される。

本発明の好適な実施形態は、従属請求項に定義される。特許請求された方法、システム、コンピュータプログラム、及び媒体は、特に、従属請求項で定義され、本明細書で開示されるように、特許請求されたデバイスと同様の、及び／又は、同一の、好ましい実施形態を有することが理解されるべきである。

本発明は、（例えば、レーザによって放出される）１つ又は複数の照明スポットによる照明を用いた放射状ＰＰＧ測定は、皮膚領域における照明スポットに対する、ＰＰＧ信号が導出される測定スポットの実際のスポット距離に関する知識を必要とする、という考えに基づく。被験者の皮膚が均一に照明され、広視野ＰＰＧ信号強度が、皮膚における位置及び皮膚の局所的な方位に依存しない、広視野ＰＰＧとは対照的に、放射状ＰＰＧ信号は、（照明された部分に対する）位置と、皮膚表面の方位との両方に強く依存する可能性がある。

皮膚表面の方位が、照明方向に垂直で、記録カメラに垂直である場合、（例えば、照明ドットと測定ドットとの間の、知られている角度距離によって）画像の横方向の距離を簡単に較正できるため、カメラを用いて、絶対的なスポット距離を測定するのは比較的容易である。湾曲した皮膚領域の場合、投影の補正が必要であり、実際のスポット距離の決定は、はるかに複雑である。記録カメラに垂直な皮膚表面の方位は、コンテキストにおいて、皮膚表面が、その全表面を、記録カメラに向けることを意味すると理解されるものとする。

この目的のために、特許請求されたデバイスの処理ユニットは、皮膚領域の３Ｄ画像情報を取得するように構成される。これにより、皮膚領域に位置する複数の測定スポットからの電磁放射線から導出される複数の第１の検出信号に対して、取得された皮膚領域の３Ｄ画像情報に基づいて、それぞれの測定スポットと照明スポットとの間のそれぞれのスポット距離を決定することができる。これは、上述したように、湾曲した皮膚領域では特に重要である。皮膚領域の３Ｄ画像情報を取得しないと、投影距離しか決定されないため、実際のそれぞれのスポット距離を決定することはできない。

本発明の原理によれば、実際のスポット距離に関する知識を用いて、複数の第１の検出信号が、それぞれのスポット距離と、それぞれのスポット距離が決定される照明スポットとに割り当てられる。これは、カメラによって記録された画像から導出された第１の検出信号を取得する、処理ユニットによって行われる。したがって、処理ユニットは、統計的技法、構造的技法、テンプレートマッチング、ニューラルネットワークアプローチ、ファジーモデル、及びハイブリッドモデルなど、当該技術分野で知られている任意の種類の画像認識によって、複数の測定スポットの場所、及び照明スポットの場所に関する情報を、記録された前記画像から抽出して、それぞれの間の距離を決定するように構成される。

コンテキストにおいて、それぞれのスポット距離は、それぞれの第１の検出信号が導出される測定スポットと、（スポットパターンが照明に使用される場合、複数の照明スポットのうちの）照明スポットとの間の距離である。これはさらに、同じ照明スポットと、しきい距離値よりも小さいそれぞれのスポット距離とに割り当てられた、第１の検出信号を平均し、均質な皮膚領域から導出されるＰＰＧ信号を平均することによって、ノイズレベルを低減することを可能にする。このしきい距離値は、ＰＰＧ信号が測定される被験者の皮膚領域における場所に応じて、任意であり、処理ユニットによって、又はユーザによって手動で設定される。一般的な値は、数ミリメートルから数センチメートルの範囲である。

複数の信号を平均することにより、所与の領域における照明スポットまでの距離が実質的に等しい（複数の測定スポットからの）複数のピクセルを平均することにより、放射状ＰＰＧに本質的に関連付けられた高ノイズを低減できる。これは、放射状ＰＰＧにおける相対的な脈動性信号（ＡＣ／ＤＣ）が大きくても、ＤＣ成分が非常に小さく、したがって非常にノイズが多いため、放射状ＰＰＧにとって特に重要である。これは２つの理由による。第１には、平均は、通常、より大きな皮膚領域が、均一に照明される広視野ＰＰＧと比較して少ないピクセルで行われ、第２には、ＤＣ信号は、照明スポットから離れて測定され、多くの信号強度が、皮膚によって吸収されるため、はるかに弱くなるからである。

実施形態によれば、処理ユニットは、同じ照明スポットに割り当てられた第１の検出信号から、第１の検出関数を導出するようにさらに構成され、ここで、第１の検出関数は、スポット距離の関数である。上述したように、皮膚領域の３Ｄ画像情報を使用すると、投影されたスポット距離ではなく、実際のスポット距離を決定することができる。したがって、照明スポットに対する皮膚領域における実際の距離に関する知識が決定される。これは、照明スポットから離れた前記横方向距離の関数である、第１の検出関数を導出することを可能にする。第１の前記検出関数を分析し、（例えば、それぞれのバイタルサインを計算することによって、又は単にそれぞれの相対的なＰＰＧ振幅を決定することによって）第１の検出信号をさらに処理することにより、生理学的信号の空間分解能を得ることができる。これは、例えば、測定された皮膚領域の、異なる皮膚ピクセルのＰＰＧ振幅を表す、カラーマップを定義するために使用される。したがって、改善されたカラーマップが得られ、臨床医に、さらなるサポートを与え、医療環境におけるＰＰＧイメージングの受け入れを増やすことができる。

別の実施形態によれば、処理ユニットは、皮膚領域が、複数の照明スポットで照明される場合に、複数の第１の検出信号から、皮膚領域の３Ｄ情報を決定するように構成される。好ましくは、被験者を照明する照明ユニットによって放出される光は、赤外線光である。構造化された赤外線光の投影は、深さイメージングで一般的に知られている技法である。複数の第１の検出信号から、皮膚領域の３Ｄ情報を決定するように、処理ユニットが、それ自体で構成されている場合、３Ｄ深さ情報を取得するための外部センサ（飛行時間（ＴＯＦ）センサなど）は、必要とされない。したがって、深さ情報を決定するために、それ自体で構成されることによって、より正確なバイタルサインを決定することができる、コンパクトなデバイスが提示される。したがって、デバイスは、コンパクトで携帯可能なデバイスであり、これは、静止した臨床環境で使用されるだけでなく、さらに、例えば、歩行可能な患者のために使用される。

別の実施形態によれば、処理ユニットは、複数の照明スポットの場合、複数の第１の検出信号について、それぞれの測定スポットと、他の照明スポットとの関係においてそれぞれの測定スポットに最も近い照明スポットである照明スポットとの間の、それぞれのスポット距離を決定するように構成される。したがって、測定スポットと、互いに近い照明スポットとの間のそれぞれの距離のみを考慮して、それらの間のそれぞれの距離を決定する必要がある。これは、処理時間を短縮し、それぞれのスポット距離をすばやく決定し、すべての測定スポットを、それぞれの照明スポットに割り当てる。

別の実施形態によれば、処理ユニットは、
－ １つ又は複数の照明スポットで照明された被験者の皮膚領域から反射されたすべての電磁放射線の空間積分から導出されたか、又は均質照明によって照明された被験者の皮膚領域から反射若しくは透過された電磁放射線から導出された、第２の検出信号を取得し、
－ １つ又は複数の正規化信号を決定するように構成され、正規化信号は、複数の第１の検出信号のうちの第１の検出信号と、第２の検出信号との比を計算することによって計算される。

好ましくは、この第２の検出信号はまた、カメラによって記録された画像から導出される。したがって、第２の検出信号は、照明されたすべての皮膚ピクセルから反射された電磁放射線の空間積分から導出される。第２の検出信号は、広視野ＰＰＧ信号である。広視野ＰＰＧは通常、被験者の皮膚領域に、均一に電磁放射線を放出する光源を使用して測定される。しかしながら、構造化光、すなわち、ドット、ストライプ、円などのパターンを使用しても良好に機能する。実際、大きなデコンボリューション機能はあるが、非均質な照明パターンであればいずれでも機能する。さらに、スポット照明（すなわち、被験者の皮膚上の１つのレーザスポット）のみを使用し、被験者の皮膚から反射されたすべての光の空間積分を決定することも、広視野ＰＰＧを提供するのに適している。

正規化信号は、複数の第１の検出信号（放射状ＰＰＧ信号）のうちの第１の検出信号と、第２の検出信号（広視野ＰＰＧ信号）との比を計算することによって決定される。好ましくは、第１の検出信号及び第２の検出信号は、典型的には、近赤外線スペクトル範囲における電磁放射線のように、同じ波長の電磁放射線から導出される。したがって、正規化信号は、近赤外線スペクトル範囲における電磁放射線に関連する信号を示す。コンテキストにおいて、放射状ＰＰＧ信号と広視野ＰＰＧ信号との比により、皮膚領域における脈動層の深さの推定値を取得できるので、第１の正規化信号は、被験者の皮膚における近赤外線スペクトル範囲における、電磁放射線の侵入深さの尺度である。これは、常に曖昧さの問題がある従来のＰＰＧイメージングと比較して、非常に有利である。より具体的には、実際のＰＰＧ振幅は、異なる皮膚の深さに起因するＰＰＧ変調の積分であるため、従来のＰＰＧイメージングでは、解釈することは困難である。脈動性が非常に小さい浅い血管は、例えば、脈動性が強い深い血管と同じＰＰＧ信号強度を与える。

本明細書に開示されるように、正規化信号を決定することによって、脈動性血管の深さが推定される。これにより、ＰＰＧ画像をより正確に、曖昧さを抑えて解釈できる。

本発明による上記のシステムは、１つ又は複数の照明スポットで、被験者の皮膚領域を照明するために、電磁放射線を放出するように構成された、照明ユニットを備える。これらの照明スポットは、ドット、円、楕円、又はストライプの形状を有する。したがって、コンテキストにおいて、「スポット」という用語は、いかなる種類の形状にも限定されない。皮膚領域から反射された、検出された電磁放射線の画像を記録する、カメラのダイナミックレンジにあるピクセルの数は、ドットのような他の照明プロファイルと比較して増加するため、円はいくつかの利点を有することに留意されたい。

システムはさらに、１つ又は複数の照明スポットで照明され、皮膚領域から反射された、検出された電磁放射線から、皮膚領域の３Ｄ画像情報を決定するための飛行時間（ＴＯＦ）センサ、及び／又は、ステレオビジョンによって、３Ｄ画像情報を決定するためのステレオ深さセンサを備える。別のオプションは、３Ｄ皮膚モデル（３Ｄ顔モデルなど）を想定し、３Ｄ顔のポーズを推定し、これを３Ｄ画像情報として使用することである。別のオプションは、ＴＯＦセンサやステレオ深さセンサなど、様々な異なるセンサを、１つの組み合わされたセンサアプローチに組み合わせることである。

上述したように、デバイスの処理ユニットは、皮膚領域が、複数の照明スポットで照明されている場合に、複数の第１の検出信号から、皮膚領域の３Ｄ画像情報を決定するように構成される。皮膚領域が、１つの照明スポットのみで照明されている場合、ＴＯＦセンサ及び／又はステレオ深さセンサを使用して、より正確なバイタルサインを決定するために必要な３Ｄ画像情報を取得するオプションがある。ステレオ深さセンサの利点は、飛行時間型カメラや構造化光など、深さ検出用の他のセンサとは対照的に、ステレオビジョンは、純粋にパッシブな処理であるため、屋外の日光の下でも使用できることである。これにより、明るい日光、長距離測定、又は重複範囲など、困難な条件下でも、正確な３Ｄ知覚を提供できる。

実施形態によれば、システムは、好ましくは照明ユニット及びカメラに接続された制御ユニットをさらに備える。照明ユニットが、円又は楕円の形状を有する１つ又は複数の照明スポットで、電磁放射線を放出するように構成されている場合、前記制御ユニットは、カラーカメラであるカメラによって記録された、皮膚領域の３Ｄ画像情報と、照明された皮膚領域のカラー画像とを受け取るように構成される。３Ｄ深さ情報は、実施形態では、デバイスの処理ユニットから受け取られ、前記処理ユニットは、それ自体で、又はＴＯＦセンサから、及び／又は、ステレオ深さセンサから、３Ｄ画像情報を決定するように構成される。受け取られた３Ｄ画像情報及びカラー画像に基づいて、制御ユニットは、照明ユニットによって放出される１つ又は複数の照明スポットの形状を制御して、１つ又は複数の照明スポットが、カラーカメラによって記録されたカラー画像における皮膚領域に、円の形状を有する、楕円のような形状を有する１つ又は複数の照明スポットを放出することができる。これは、制御ユニットによる任意の適切な種類の画像認識を使用して、受け取られた記録画像における楕円の形状を認識し、それに基づいて、放出された楕円の形状を適合させることによって行うことができる。

この場合、皮膚表面に投影された円が、カメラによって記録された画像に楕円の形状をもたらす可能性があるため、皮膚表面が、照明方向に垂直ではない場合、これはすべて特に興味深い。しかしながら、いくつかの実施形態によれば、楕円の形状は望ましくない。楕円は、円対称性が崩れるため、取得した信号の後処理がはるかに複雑になる。したがって、制御ユニットは、カメラの、記録された画像が、再び円形のスポットを含むように、照明ユニットの照明を制御する。

本発明のこれら及び他の態様は、以下に記載される実施形態から明らかであり、参照して解明されるであろう。

図１Ａは、広視野ＰＰＧについて、被験者の皮膚領域を通る電磁放射線の経路を示す概略図である。 図１Ｂは、放射状ＰＰＧについて、被験者の皮膚領域を通る電磁放射線の経路を示す概略図である。 図２Ａは、広視野ＰＰＧの、検出された反射光を示す概略図である。 図２Ｂは、放射状ＰＰＧの、検出された反射光を示す概略図である。 図３は、放射状ＰＰＧの被験者の皮膚領域を通る光の経路のモンテカルロシミュレーションの概略図である。 図４は、放射状ＰＰＧの被験者の皮膚領域を通る電磁放射線の経路を示す概略図である。 図５は、従来のＰＰＧで生じる曖昧さの問題を示す概略図である。 図６は、本発明による被験者のバイタルサインを決定するためのシステムを示す図である。 図７は、皮膚領域を均一に照明するために、図６に示されるシステムの修正された実施形態を示す図である。 図８は、本発明によるデバイスによって実行される方法を示すフローチャートである。 図９は、測定された皮膚領域の３Ｄ構造に関する知識がなく、放射状ＰＰＧから生じる問題を示す概略図である。 図１０は、マネキンの赤外線画像及び３Ｄ深さ画像を示す図である。 図１１は、本発明によるデバイスによって実行されるオプションの方法を示すフローチャートである。 図１２は、測定された皮膚領域の３Ｄ構造に関する知識がなく、従来の放射状ＰＰＧから生じる問題を示す概略図である。 図１３は、スポットパターンによって照明された領域を示す概略図である。 図１４は、ＰＰＧノイズを低減するさらなる可能性を示す概略図である。 図１５は、被験者の皮膚領域における円のパターンの投影を示す概略図である。 図１６は、ドットパターンの照明と、円形パターンの照明との比較を示す概略図である。 図１７は、局所的に測定されたＰＰＧ振幅を示す概略図である。 図１８は、従来のＰＰＧから生じる問題を克服するための、放射状ＰＰＧ信号及び広視野ＰＰＧ信号の処理を示す図である。 図１９は、改善されたＰＰＧカラーマップを取得する処理を示す概略図である。

図１Ａ及び図１Ｂは、広視野ＰＰＧ（左）及び放射状ＰＰＧ（右）について、被験者の皮膚領域１２を通る電磁放射線９０の経路を示す概略図を示す。広視野ＰＰＧは、永年にわたり、カメラモードで一般的に使用されているモードであり、電磁放射線９０による照明が、皮膚領域１２全体に均一に分布され、ＰＰＧ信号が、その同じ皮膚領域１２全体で測定される。このモードが図１Ａに示される。典型的には、電磁放射線９０は、複数の照明源２００によって放出され、皮膚領域１２を出て、カメラのような検出ユニット３００によって検出される前に、皮膚領域１２の表皮１３を通り、様々な細静脈１４及び細動脈１６を有する、より深い皮膚層に移動する。検出された電磁放射線及び導出されたＰＰＧ信号は、カメラ３００によって検出されたすべての電磁放射線９０の平均である。

図１Ｂは、放射状ＰＰＧモードを示す。非接触放射状ＰＰＧの最も単純な形態は、図１Ｂに示すように、光注入のスポットを１つだけ使用することである。これは、例えば、赤又は赤外線スペクトル範囲に位置する、電磁放射線９０を放出するように構成されたレーザを使用することによって達成される。放射状ＰＰＧは、原則として、従来のコンタクトプローブＰＰＧ測定と非常によく似ている。皮膚領域１２は、スポット（円、ストライプ、ドット、楕円など）によって照明され、ＰＰＧ信号は、皮膚領域１２におけるその照明スポット２０から、数ミリメートル又はセンチメートル離れて測定される。皮膚領域１２における照明スポット２０と、ＰＰＧ信号が測定される測定スポット３０との間のスポット距離１５は、図１Ｂにおける１つの反射ビームについて典型的に示される。したがって、放射状ＰＰＧ信号は、一般に、スポット距離１５に依存する信号である。より具体的には、被験者の皮膚領域１２から反射された電磁放射線は、照明スポット２０において、表皮１３を通って皮膚領域１２に入り、皮膚領域１２の構成要素から反射され、照明スポット２０から離れたスポット距離１５に位置する測定スポット３０において、表皮１３を通って皮膚領域１２を出ることによって、前記皮膚領域１２から反射される。言い換えれば、検出ユニット３００によって検出された電磁放射線は、皮膚領域１２から散乱されて戻り、表皮１３の下の皮膚領域１２に位置する異なる細静脈１４及び細動脈１６から脈動性情報を収集する。

いくつかの実施形態によれば、本発明は、これらの２つの測定モードから、すなわち、放射状ＰＰＧ及び広視野ＰＰＧから取得されたＰＰＧ信号を、組み合わせることが以下に示される。

図２Ａ及び図２Ｂは、広視野ＰＰＧ及び放射状ＰＰＧの、検出された反射光を示す概略図を示す。図２Ａ及び図２Ｂの上部にある概略図は、以前の図１Ａ及び図１Ｂを参照してすでに論じたものと同じである。

図２Ａは、広視野ＰＰＧ環境の、検出された反射光を示す図を（下部に）示す。この目的のために、縦軸は、検出された反射光（「Ｒ」で示される）を示し、横軸は、測定時間を示す。曲線２５３は、ＤＣ成分２５５及びＡＣ成分２５４を含む、検出された反射光を示す。ＡＣ成分２５４は、脈動性動脈血に由来する光吸収の脈動性成分を表し、ＤＣ成分２５５は、非脈動性動脈血、静脈血、及び他の組織からの寄与を含む非脈動性成分を表す。

図２Ｂは、中央行に、放射状ＰＰＧ環境の、検出された反射光を示す３つの異なる図を示す。この目的のために、縦軸は、検出された反射光を示し、横軸は、測定時間を示す。３つの曲線２６３、２６４、２６５から、照明スポット２０と、それぞれの測定スポット３０との間のスポット距離１５が大きいほど、検出された反射光のＤＣ成分が小さいことが明らかになる（図１Ｂを参照した説明を参照方）。これは、曲線２６３、２６４、２６５それぞれのオフセットによって概略的に示される。この理由は、光がより長い経路、皮膚を移動する場合、より多くの光又は電磁放射線９０が、皮膚領域１２によって吸収されるためである。

これらの依存性は、図２Ｂの下部にある一番下の図にも示される。この図は、縦軸に、検出された反射光のＡＣ又はＤＣ成分を、横軸に、スポット距離１５を示す。第１の曲線２７３は、検出された反射光のＤＣ成分を示し、第２の曲線２７４は、検出された反射光のＡＣ／ＤＣ成分（相対的なＰＰＧ振幅）を示す。すでに論じた傾向が、明らかになる。スポット距離１５が大きいほど、比ＡＣ／ＤＣが大きくなる（相対的な脈動性成分が大きくなる）ことが明らかになる。

図３は、放射状ＰＰＧの被験者の皮膚領域１２を通る光の経路のモンテカルロシミュレーションの概略図を示す。皮膚領域１２内の光分布は、異なる侵入深さ２０を示すために視覚化され、これは、到来する電磁放射線９０が、細静脈及び細動脈から散乱されて戻る前に、皮膚領域１２にどの程度の深さ侵入をするのかを示す。

図４Ａ及び図４Ｂは、放射状ＰＰＧの被験者の皮膚領域１２を通る電磁放射線９０の経路を、よりさらに明確に示す、さらなる概略図を示す。図４Ａに示されるように、電磁放射線９０は、照明スポット２０において皮膚領域１２に入り、皮膚領域１２の構成要素（主に細静脈１４及び細動脈１６）から反射され、照明スポット２０から距離の離れた測定スポット３０において皮膚領域１２を出る。典型的に、３つの異なる測定スポットが、図４Ａに示される。これらの３つの異なる測定スポット３０は、典型的に、ペンシルビーム（例えば、レーザビーム）が皮膚表面に当たる照明スポット２０までの距離が０．１ｍｍ、０．２ｍｍ、及び０．３ｍｍである。

図４Ｂには、測定時間に応じて、３つの異なる測定スポット３０から導出された、検出された電磁放射線９０の光強度が示される。３つの異なる曲線４１３、４１４、及び４１５のＡＣ成分及びＤＣ成分は、電磁放射線９０が、組織を移動した時間に明らかに依存している。光が、脈動性体積吸収体を備えた皮膚領域１２を、より長く移動するほど、その強度の変調深さが大きくなることが明らかになる。

図５は、従来のＰＰＧで生じる曖昧さの問題を示す概略図を示す。ＰＰＧ画像は、図４Ａ及び図４Ｂに示すように、血液灌流の指標を与える一方、実際の振幅（すなわち、ＡＣ成分とＤＣ成分との比であり、正規化された脈動性とも呼ばれる）は、異なる皮膚深さ２０からの反射光から生じるＰＰＧ変調の積分であるため、解釈することは困難である。したがって、図５の左図に示すように、脈動性が非常に小さい浅い血管は、右図に示すように、脈動性が強い深い血管と同じＰＰＧ信号強度を与える。したがって、図５に示されるように、皮膚領域１２において、強く又は弱く脈動する成分の、異なる場所は、上側の図の曲線Ｉ（ｔ）によって示されるものとまったく同じＰＰＧ信号強度となる。

図６は、本発明による被験者のバイタルサインを決定するためのシステム５００を示す。システム５００は、少なくとも、照明ユニット２００、検出ユニット３００、及び被験者のバイタルサインを決定するためのデバイス１００を備える。前記デバイス１００のより詳細な説明は、図８を参照して以下に与えられる。

照明ユニット２００は、被験者の皮膚領域１２を照明するために電磁放射線９０を放出するように構成される。好ましくは、前記照明ユニット２００は、好ましくは可視又は赤外線スペクトル範囲に配置された、制御可能な狭い電磁放射線９０のビームを放出するように構成される。赤外線は、患者の邪魔にならないように、目に見えないため、一部の臨床環境では好適である。

図６に示される実施形態によれば、システム５００は、オプションで、被験者の皮膚領域１２を、測定されるべき限定された皮膚領域に限定するためのサポート２５０をさらに備える。サポート２５０は、図６に示されるように、被験者の皮膚に配置することができ、好ましくは、到来する電磁放射線９０に対して不透明である材料でできている。したがって、さらに好ましくは、測定のために使用される皮膚領域１２は、測定されるべき領域に沿って、均質な表面を有する皮膚領域１２を含む領域に限定される。

図６における入口は、皮膚領域１２における照明スポット２０の照明プロファイルの写真を示す。１つの照明スポット２０は、単に典型的であると理解されるものとする。照明ユニット２０はまた、照明パターン、すなわち、被験者の皮膚領域１２に、複数の照明スポットを投影するように構成される。

図７は、皮膚領域を均一に照明するために、図６に示されるシステムの修正された実施形態を示す。前記目的のために、システム５００は、ディフューザ２２０を備える。前記ディフューザ２２０は、照明ユニット２００によって放出される電磁放射線９０の制御可能な狭いビームを拡散して、被験者の皮膚領域１２に、均質な照明プロファイル及び／又は構造化光を生成するように構成される。したがって、図７に示す構成によって、広視野ＰＰＧを測定できる。

均質照明を用いて広視野ＰＰＧを、及びスポット照明を用いて放射状ＰＰＧを測定するために、別個の照明ユニットを使用するオプションもあることが理解されるものとする。しかしながら、図７に示される実施形態は、放出された電磁放射線９０の経路にディフューザを配置しないことによって、放射状ＰＰＧを測定するための第１の測定を実行でき、放出された電磁放射線９０の経路にディフューザを配置することによって、広視野ＰＰＧを測定するための第２の測定を実行できるので、利点を提供する。本発明のいくつかの実施形態によれば、放射状ＰＰＧ及び広視野ＰＰＧについて取得されたＰＰＧ信号が組み合わされることが、以下に説明される。

図８は、本発明にしたがって、被験者のバイタルサインを決定するために、デバイス１００によって実行される方法を示すフローチャートを示す。

デバイス１００は、ステップＳ１０において、１つ又は複数の照明スポット２０によって照明された被験者の皮膚領域１２における複数の測定スポットから、電磁放射線９０から導出される複数の第１の検出信号１２０を取得する処理ユニット１１０を備え、電磁放射線９０は、１つ又は複数の照明スポット２０において皮膚領域１２に入り、複数の測定スポット３０において皮膚領域１２を出る。これは、電磁放射線９０が皮膚領域１２に入る、１つの照明スポット２０が典型的に示されている図４Ａを参照して、すでに論じられた。

ステップＳ２０において、処理ユニット１１０は、皮膚領域１２の３Ｄ画像情報１３０を取得する。処理ユニットは、外部センサから３Ｄ画像情報を取得するか、又は、特に皮膚領域１２が、複数の照明スポット２０によって照明される場合、複数の第１の検出信号から、皮膚領域１２の３Ｄ画像情報を決定する。

ステップＳ３０において、処理ユニット１１０は、複数の第１の検出信号１２０について、皮膚領域１２の、取得された３Ｄ画像情報１３０に基づいて、それぞれの測定スポット３０と照明スポット２０との間の、それぞれのスポット距離１５を決定する。ステップＳ４０において、処理ユニット１１０は、複数の第１の検出信号１２０を、それぞれのスポット距離１５と、それぞれのスポット距離１５が決定される照明スポット２０とに割り当てる。続いて、処理ユニット１１０は、ｉ）ステップＳ５０及びＳ６０、又はｉｉ）ステップＳ７０及びＳ８０のいずれかを実行する。したがって、ステップＳ５０において、処理ユニット１１０は、同じ照明スポット２０と、しきい距離値よりも小さいそれぞれのスポット距離１５とに割り当てられた第１の検出信号１２０を平均して、平均された第１の検出信号１４０を取得し、ステップＳ６０において、平均された第１の前記検出信号から、平均されたバイタルサイン１６０を決定する。或いは、処理ユニット１１０は、ステップＳ７０において、同じ照明スポット２０と、しきい距離値よりも小さいそれぞれのスポット距離１５とに割り当てられた第１の検出信号１２０から、バイタルサイン１５０を決定し、ステップＳ８０において、前記バイタルサイン１５０を平均して、平均されたバイタルサイン１６０を取得する。これら２つのオプションは、同等であると理解されるものとする。したがって、平均は、バイタルサインを決定する前又は後に行うことができる。

図９は、皮膚領域の３Ｄ構造に関する知識がなく、放射状ＰＰＧから生じる問題を示す概略図を示す。典型的に、複数の照明スポット２０によって被験者の皮膚領域１２（例えば、頭部）を照明するために、電磁放射線を放出するための照明ユニット２００を備えるモジュール２１０が使用される。さらに、モジュール２１０は、複数の照明スポット２０によって照明された皮膚領域１２から反射された、検出された電磁放射線９０の画像を記録するように構成された３つのカメラ３００を備える。これは単に典型的であると理解されるものとする。一般に、少なくとも１つのカメラ３００及び少なくとも１つの照明ユニット２００が必要とされるが、これらはまた、図９に典型的に示されるように、１つのモジュールに一体的に形成される必要はない。

（矢印９１４によって示される）被験者の額における照明スポット２０間の距離は、被験者までのモジュール２１０への距離によって、すなわち、例えば、飛行時間ＴＯＦを使用することによって、容易に決定される。前記目的のために、図６及び図７に示されるようなシステムは、例えば、皮膚領域１２の３Ｄ画像情報を決定するように構成されたＴＯＦセンサをさらに備える。別のオプションは、例えば、距離情報がステレオビジョンによって取得される、前記目的のためのステレオ深さセンサを使用する。

被験者の額におけるスポット２０とは異なり、問題は、（矢印９１３及び９１５によって示されるように）頬における照明スポット２０間の距離から生じる。前記距離は、照明方向に対する皮膚の角度のために大きくなる。したがって、皮膚領域１２の３Ｄ構造に関する知識がなければ、カメラ３００によって記録されたカラー画像から投影距離しか決定されないので、ＰＰＧ信号を定量的に解釈することは不可能である。これは、放射状ＰＰＧ信号が、実際の距離ではなく、投影距離に誤って割り当てられるという欠点をもたらす。

本発明は、３Ｄ深さ画像情報を使用することにより、前記問題を克服することができる。これにより、投影距離だけでなく、皮膚領域２０の表面における照明スポット２０の実際の距離を決定することができる。本発明から生じる別の利点は、皮膚領域の３Ｄ構造に関する知識を有することによって、均質な皮膚領域からの複数の測定スポットを平均して、ＰＰＧ信号強度を増加させることができることである。

図１０は、マネキンの赤外線画像（左）と、３Ｄ深さ画像（右）とを示す。深さ情報を抽出するために、スポットパターンによって物体を照明することは、よく知られている技法である。前記目的のために、赤外線パターンが、物体（すなわち、図１０に示すマネキン）に投影され、例えば、カメラの１つ又は複数の標準ＣＭＯＳセンサが、反射光をイメージングする。次に、投影された光パターンの知識を使用するか、（少なくとも２つのＣＭＯＳセンサの画像を使用する場合、）視差推定を使用して、各ピクセルの深さを推定できる。これは、例えば、図９に示されるモジュール２１０を使用することによって達成され、赤外線パターンが、被験者に投影され、３つのカメラを使用して、深さを推測するために使用される。

図１１は、特許請求されたデバイス１００のプロセッサ１１０によって実行されるオプションの方法を示すフローチャートを示す。図８を参照して既に説明したように、ステップＳ１０において、プロセッサは、被験者の皮膚領域２０における複数の測定スポットから、電磁放射線９０から導出される第１の検出信号を取得する。皮膚領域１２が、複数の照明スポット２０によって照明される場合、プロセッサは、ステップＳ２２において、複数の第１の検出信号１２０から３Ｄ画像情報を決定する。したがって、プロセッサは、外部センサ（ＴＯＦセンサなど）から、この３Ｄ情報を取得することなく、この情報を独自に決定する。これは、深さ情報を測定するように構成された外部センサが必要とされないという利点を提供する。したがって、プロセッサ１１０を備えるデバイス１００は、コンパクトなデバイスであり、これはさらに、非定常的な環境及び歩行可能な患者などの、様々な異なる環境で使用するために、携帯可能である。

図１２Ａ及び図１２Ｂは、図９のように、測定された皮膚領域１２の３Ｄ構造に関する知識がなく、従来の放射状ＰＰＧから生じる問題を示す概略図を示す。すでに上述したように、放射状ＰＰＧは、照明スポット２０から離れた横方向（放射状）距離の関数として、光強度を測定することを目的とする。典型的に、１つの照明スポット２０によって皮膚領域１２を照明する、１つの照明ユニット２００が示される。カメラ３００は、皮膚領域１２から反射された電磁放射線を検出し、カメラ３００の視野ＦＯＶ内の反射光のみが検出される。

図１２Ａは、皮膚領域１２の表面が、照明ユニット２００の照明方向に垂直であるシナリオを示す。言い換えると、皮膚表面によって定義される平面の法線は、照明方向に平行である。この場合、皮膚領域における距離は、皮膚領域１２からカメラ３００までの距離によって、すなわち、例えば、ＴＯＦ技法を使用して、前記距離を測定することによって、容易に決定される。典型的に、単位距離及び距離ｒが示される一方、距離ｒは、（上記で説明したように）照明スポット２０と測定スポット３０との間のスポット距離１５である。

図１２Ｂは、皮膚領域の表面が、照明ユニット２００の照明方向に垂直ではないシナリオを示す。この場合、皮膚領域１２の３Ｄ構造に関する知識がなければ、皮膚領域１２における距離を、容易に決定することはできない。これは、同じ単位距離及び距離ｒによって再び示される。前記単位距離及び距離ｒ（すなわち、スポット距離１５）を示す矢印の長さは、図１２Ａの矢印の長さよりも短い。これは、皮膚が、照明ユニット２００の照明方向に垂直ではない場合、投影を補正する必要があることを示す。それ以外の場合、測定された放射状ＰＰＧ信号は、実際の（正しい）距離ではなく、投影された（小さい）距離に割り当てられる。

図１３は、スポットパターンによって照明された領域を示す概略図を示す。この領域は、上記のように、ＰＰＧ測定のために照明された皮膚領域である。

照明ユニット２００及び３つのカメラ３００を備え、図９を参照して既に説明したものと同じモジュール２１０が、ここで使用される。照明ユニット２００は、複数の照明スポット２０によって、皮膚領域１２を照明する。典型的に、照明スポット２０は、ドットの形状を有する。しかしながら、照明スポット２０はまた、線、楕円、円などの形状を有すると理解されるものとする。

照明スポット２０の周りの各破線の円は、可能な測定スポット３０を表し、それらはすべて、それぞれの照明スポット２０に対して同じスポット距離１５を有する。したがって、内側の破線の円における測定スポットは、典型的に、それぞれの照明スポット２０まで１ｍｍのスポット距離を有する。外側の破線の円における測定スポットは、典型的に、それぞれの照明スポットまで２ｍｍのスポット距離を有する。したがって、複数の照明スポットで照明された被験者の、皮膚領域における複数の測定スポットから、電磁放射線から導出される第１の検出信号は、図１３に示されるようにそれぞれ、Ｉ（ｒ＝１ｍｍ）及びＩ（ｒ＝２ｍｍ）と略される。領域が平坦ではなく湾曲している場合、すなわち、領域が、照明ユニット２００の照明方向に垂直ではない場合、破線の円は、破線の楕円に変換され、これは、図９及び図１２を参照して既に論じた問題を表す。したがって、破線の円は、図１３に示されている領域の下部に示されているように、湾曲した領域について、楕円に変換される。

図１４Ａ及び図１４Ｂは、おのおのが照明ユニット２００及び３つのカメラ３００を備える、複数のモジュール２１０の使用を示す概略図を示す。強力な技法は、複数のモジュール２１０を組み合わせることによって、測定された第１の検出信号のノイズを低減し、スポットパターンを使用して、これらのカメラ画像を登録することである。図１４Ａに示されるように、モジュール２１０のうちの１つは、（矢印によって示されるように）照明パターンを投影するために使用され、他のモジュールは、イメージングのみ、すなわち、（測定された皮膚領域などの）領域から反射された電磁放射線を記録するために使用される。図１４Ｂは、モジュールアレイ２１１として、１０個のモジュールの使用を示す概略図を示す。垂直配置は、視差が制限された小さな距離に、１０個（又はそれ以上）のモジュール２１０を配置することを可能にする。したがって、ノイズは、複数のモジュール２１０から取得された信号を平均することによって、さらに低減される。

図１５は、被験者の皮膚領域への円のパターンの投影を示す概略図を示す。皮膚領域１２は、図１２Ａに示されるように被験者の頭上にあるか、又は図１２Ｂに示されるように手の上にあるかのいずれかである。しかしながら、これら２つの皮膚領域は、単なる例示に過ぎないと理解されるものとする。図１５Ａに示されるように被験者の頬又は額からＰＰＧ信号を測定することは、適切なＰＰＧ信号強度を与えることがよく知られている一方で、腕などの他の解剖学的場所においてＰＰＧ信号を測定することは、はるかに低いＰＰＧ信号強度を与えることが知られていることが留意されるものとする。

図１５Ａに示されるように、照明ユニット２００は、円のパターンを、照明ユニット２００から、距離Ｄに位置する被験者の皮膚領域１２に投影するために使用される。被験者の手に投影されたそのようなパターンの画像が、図１５Ｂに示される。この画像は、照明ユニット２００に直接隣接して配置された、図１５Ａに示されるカメラ３００によって記録される。視差を補正するために、第２のカメラが使用される。

投影されたパターンの形状は、照明方向に対する皮膚領域１２の角度αに依存することが明らかになる。この角度がゼロである場合、すなわち、皮膚領域１２が、照明方向に垂直である場合、皮膚領域１２に投影されたパターンは、円を含む一方、角度がゼロとは異なる場合、すなわち、皮膚領域１２が、照明方向に対して垂直ではない場合、投影されたパターンは、楕円を含む。言い換えれば、円の投影されたパターンは、非ゼロの角度αのために、皮膚領域１２において楕円として現れる。

図１５Ｃは、図１５Ａにおいて「Ａ」及び「Ｂ」によって示される皮膚領域１２における異なる場所に投影された円の形状を示す概略図を示し、場所「Ｂ」は、場所「Ａ」とは異なる、被験者の鼻からさらに離れて位置する。角度αは、場所「Ｂ」でははるかに大きい一方、前記角度は、場所「Ａ」ではほぼゼロである。したがって、場所「Ａ」に投影された円の直径ｄ_Ａは、図１５Ｃに示すように大幅に修正される。投影された円は、修正された直径ｄ_Ａ’＝ｄ_Ａ／ｃｏｓ（α）を有する楕円として現れる。場所「Ｂ」に投影された円の直径ｄ_Ｂは、ほとんど修正されない（ｄ_Ｂ≒ｄ_Ｂ’）。したがって、場所「Ｂ」に投影された円は、円として現れ、楕円に変換されない。これは、図１５Ｂでも見ることができ、指の内側など、角度αが大きい場所に投影された円は、楕円として現れる。投影された円の、楕円への修正は、投影された円の直径、及び角度αだけではなく、照明ユニット２００と、被験者の類似領域１２との間の距離Ｄにも依存することが理解されるものとする。

スポット距離が大きくなると（つまり、スポットパターンの照明と、それぞれの測定スポットとの間の距離が大きくなると）、ＰＰＧ信号強度が大きく低下することが後で示される。低ノイズ／高感度カメラでも、これは非常に難しいダイナミックレンジである。円形の照明パターンを使用することにより、より多くのカメラピクセルが、放射状ＰＰＧ信号を測定する機能を失うことなく、特定のダイナミックレンジ内にある。

したがって、円のパターンのみの使用は、様々な可能性がある。１つのオプションは、ＰＰＧ信号をさらに処理するために、（例えば、角度α＞１０°の場合に）強い楕円体照明を有する、すべての照明スポットを破棄することである。したがって、（図１５Ａにおける場所「Ａ」など）多くの楕円体照明を含む、カメラ２００の記録画像における画像領域から導出された信号を破棄するオプションがある。

別のオプションは、実際の照明が再び円になるように、場所「Ａ」における照明スポットの照明を修正することである。これは次のように行われる。図１５Ａに示すように、制御ユニット４００は、照明２００及びカメラ３００に接続される。前記制御ユニット４００は、皮膚領域１２の３Ｄ画像情報と、カラーカメラであるカメラ３００によって記録された、照明された皮膚領域１２のカラー画像とを受け取る。これに基づいて、制御ユニット４００は、照明ユニット２００によって放出された照明スポットの形状（円のパターン）を制御して、照明スポットが、（カメラ３００によって記録された画像に）再び円形スポットとして現れるような楕円の形状を有する照明スポットを放出する。

図１６は、ドットパターンによる照明と、円形パターンによる照明との比較を示す概略図を示す。上側の３つの図は、スポット距離１５に依存する反射強度のＤＣ成分をそれぞれ示す。円形スポットパターンの場合、スポット距離は、照明スポット２０までのそれぞれの測定３０スポットの（最小の）距離によって再び決定される。それぞれの図における上側の曲線は、円形のスポットパターンについて導出された反射強度を示し、下側の曲線は、ドットパターンについて導出された反射強度を示す。左の図は、投影されたスポットの直径が１ｍｍの、円形スポットパターンについて導出された反射強度を示す。中央の図、及び右の図は、それぞれ３ｍｍ、及び５ｍｍの円形の直径を有する照明を称する（以下のそれぞれの円のスケッチを参照方）。３つの図すべてにおいて、円形のスポットパターン曲線は、ドットパターン曲線よりも大きな強度値を含んでいるため、照明円内のＤＣ強度の低下は、ドットの場合よりもはるかに小さい。これは、円形の照明パターンを使用することにより、放射状ＰＰＧ信号を測定する機能を失うことなく、はるかに多くのカメラピクセルが、特定のダイナミックレンジ内にあることを示す。

図１７は、局所的に測定されたＰＰＧ振幅を示す概略図を示す。右のカラーマップ画像は、局所的に測定されたＰＰＧ振幅の振幅を表示し、左の図は、番号で示された皮膚領域１２における４つの異なる場所において測定された、それぞれのＰＰＧ振幅の時間信号を示す。表示される信号は、図５を参照してすでに説明したように、異なる皮膚の深さに起因するＰＰＧ変調の畳み込みであるため、カラー画像を臨床用途のために解釈することは困難である。脈動性が非常に小さい表在性血管は、例えば、より強い脈動性を有するより深い血管と、同じＰＰＧ信号強度を与える。したがって、全体的な信号は、様々な深さにおける脈動性成分の加重和であるので、図１７に示すカラーマップからは、数字「１」によって示される顔領域における大きな信号が、比較的浅い細動脈によるものなのか、又は高密度の動脈であるか否かが分からない。この曖昧さは、ＰＰＧイメージングが、臨床診療において受け入れが遅い理由のうちの１つでもある。臨床医が、カラーマップを解釈する場合、使用される波長における脈動性血管の光学的深さ、体積脈動性の強さ、脈動性血管の密度、血液の吸収係数などの多くのパラメータが関与するため、実際に何を指しているのかを説明することは困難である。後続する図１８を参照して、脈動性血管の光学的深さを示し、したがって曖昧さの少ないＰＰＧイメージングに使用される信号を定義する方法が説明される。

図１８は、従来のＰＰＧから生じる問題を克服するための放射状ＰＰＧ信号及び広視野ＰＰＧ信号の処理を示す。上記で説明したように、第１の検出信号は、放射状ＰＰＧ信号を指し、特許請求されたデバイスの処理ユニットは、同じ照明スポット２０に割り当てられた第１の検出信号から、第１の検出関数１７０を導出するように構成される。第１の検出関数１７０は、図１８に示されるようなスポット距離の関数であり、第１の検出信号の相対的な脈動性成分（ＡＣ／ＤＣ）を描写する。

上記で説明したように、第２の検出信号は、広視野ＰＰＧ信号を指す。特許請求されたデバイスの処理ユニットは、第２の検出信号から、第２の検出関数１７４を導出するようにさらに構成される。第２の検出関数は、広視野ＰＰＧ及び均質照明を指すので、第２の検出信号は、第２の検出信号の相対的な脈動性成分（ＡＣ／ＤＣ）も描写するが、スポット距離から独立している。

次のステップでは、処理ユニットは、第１の検出信号から導出された第１の検出関数１７０と、第２の検出信号から導出された第２の検出関数１７４との比を計算することによって、正規化信号１９０を決定するように構成される。放射状ＰＰＧ信号振幅と広視野ＰＰＧ信号振幅との比を指すこの正規化信号１９０は、スポット距離１５に依存する指標を与えるために使用できる。この指数は「光学的深さ指数」又は「ＯＤＩ」と呼ばれ、ＰＰＧの源の相対的な光学的深さの推定値を表す。言い換えれば、前記正規化信号１９０又は前記ＯＤＩは、脈動性血管の支配的な深さの推定値を与える。したがって、このＯＤＩは、電磁放射線が散乱されて戻る、脈動性血管の支配的な深さに関する情報を取得することを可能にする。

図１９は、改善されたＰＰＧカラーマップを取得する処理を示す概略図を示す。最上部のカラーマップは、従来のＰＰＧイメージングから導出される典型的なカラーマップを表しており、色は、ＰＰＧ振幅の強度を表す。前記カラーマップは、すでに上述したように、全体的な信号が、異なる深さにおける脈動性成分の加重和であるため、前記カラーマップからは、番号「１」で示される顔領域における大きな信号が、比較的浅い細動脈によるものであるか、又はより高密度の動脈があるか否かが分からないため、解釈することは困難である。しかしながら、図１８を参照して説明したように、放射状ＰＰＧ信号と広視野ＰＰＧ信号との比は、被験者の皮膚における電磁放射線の侵入深さを推定できる指標ＯＤＩを与える。このＯＤＩは、図１８の右図に示すように、スポット距離１５に依存する。したがって、単純化のために、一定のＯＤＩ値は、例えば、スポット距離を１ｃｍに設定することによって定義される。これにより、離散的なＯＤＩ値を有する各皮膚ピクセルのカラーマップを決定することができる。このカラーマップは、図１９の左下に示される。前記カラーマップは、額におけるＯＤＩが通常低い一方、頬におけるＯＤＩが通常大きいことを示す。図１９の右下のカラーマップは、ＯＤＩカラーマップと、脈動層の光学的深さに関する情報を有していない、従来のＰＰＧイメージングから取得されたカラーマップとの和である。したがって、このカラーマップは、ＰＰＧ信号強度が、ＯＤＩで重み付けされるため、より正確な結果を与え、ＰＰＧイメージングを改善すると推測される。

本発明は、図面及び前述の説明において詳細に例示及び説明されたが、そのような例示及び説明は、例示的又は典型的であり、限定的ではないと見なされるべきであり、本発明は、開示された実施形態に限定されない。開示された実施形態に対する他の変形は、図面、開示、及び添付の特許請求の範囲の研究から、特許請求される発明を実施する当業者によって理解され、実施される。

請求項において、「備える」という用語は、他の要素又はステップを除外せず、単数形は、複数を除外しない。単一の要素又は他のユニットは、特許請求の範囲に記載されたいくつかの項目の機能を果たす。特定の尺度が、相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、これらの尺度の組合せを、有利に使用できないことを示すものではない。

コンピュータプログラムは、他のハードウェアとともに、又は他のハードウェアの一部として供給される光学記憶媒体又は固体媒体などの、適切な非一時的媒体において格納／配布されるが、インターネット又は他のワイヤ又はワイヤレス通信システムを介するような他の形態でも配布される。

請求項におけるどの参照記号も、範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (14)

1. 被験者のバイタルサインを決定するためのデバイスであって、
   １つ又は複数の照明スポットで照明された前記被験者の皮膚領域における複数の測定スポットから、複数の第１の検出信号を取得し、ここで、前記複数の第１の検出信号は、前記１つ又は複数の照明スポットにおいて前記皮膚領域に入り、前記複数の測定スポットにおいて前記皮膚領域から出る電磁放射線から導出され、
   前記皮膚領域の３Ｄ画像情報を取得し、
   前記複数の第１の検出信号に対して、取得された前記皮膚領域の前記３Ｄ画像情報に基づいて、それぞれの前記測定スポットと照明スポットとの間の、それぞれのスポット距離を決定し、
   前記複数の第１の検出信号を、それぞれの前記スポット距離と、それぞれの前記スポット距離が決定される前記照明スポットとに割り当て、
   同じ前記照明スポットと、しきい距離値よりも小さいそれぞれのスポット距離とに割り当てられた前記第１の検出信号を平均して、平均された第１の検出信号を取得し、前記平均された第１の検出信号から、平均されたバイタルサインを決定するか、又は、同じ前記照明スポットと、しきい距離値よりも小さいそれぞれのスポット距離とに割り当てられた、前記第１の検出信号から、バイタルサインを決定し、前記バイタルサインを平均して、平均されたバイタルサインを取得する、処理ユニットを備える、デバイス。
2. 前記処理ユニットはさらに、同じ前記照明スポットに割り当てられた前記第１の検出信号から、第１の検出関数を導出し、前記第１の検出関数は、前記スポット距離の関数である、請求項１に記載のデバイス。
3. 前記処理ユニットは、前記皮膚領域が、複数の照明スポットで照明される場合、前記複数の第１の検出信号から、前記皮膚領域の前記３Ｄ画像情報を決定する、請求項１又は２に記載のデバイス。
4. 前記処理ユニットは、複数の照明スポットの場合、前記複数の第１の検出信号に対して、それぞれの前記測定スポットと、他の照明スポットとの関係においてそれぞれの前記測定スポットに最も近い照明スポットである照明スポットとの間の、それぞれの前記スポット距離を決定する、請求項１から３のいずれか一項に記載のデバイス。
5. 前記処理ユニットは、
   １つ又は複数の照明スポットで照明された前記被験者の前記皮膚領域から反射されたすべての電磁放射線の空間積分から導出された、又は均質照明によって照明された前記被験者の皮膚領域から反射又は透過された電磁放射線から導出された、第２の検出信号を取得し、
   １つ又は複数の正規化信号を決定し、正規化信号は、前記複数の第１の検出信号のうちの一つの第１の検出信号と、前記第２の検出信号との比を計算することによって計算される、請求項１から４のいずれか一項に記載のデバイス。
6. 前記複数の第１の検出信号及び第２の前記検出信号は、同じ波長の電磁放射線から導出される、請求項１から５のいずれか一項に記載のデバイス。
7. 被験者のバイタルサインを決定するためのシステムであって、前記システムは、
   電磁放射線を放出して、１つ又は複数の照明スポットで前記被験者の皮膚領域を照明する照明ユニットと、
   １つ又は複数の照明スポットで照明され、前記皮膚領域から反射されて、検出された前記電磁放射線の画像を記録し、記録された前記画像から、複数の第１の検出信号を導出するカメラと、
   被験者の平均されたバイタルサインを決定するための、請求項１から６のいずれか一項に記載のデバイスとを備える、システム。
8. 前記１つ又は複数の照明スポットは、円、楕円、ドット又はストライプのうちの任意の１つの形状を有する、請求項７に記載のシステム。
9. １つ又は複数の照明スポットで照明され、前記皮膚領域から反射されて、検出された前記電磁放射線から、前記皮膚領域の３Ｄ画像情報を決定する飛行時間センサ、及び／又は、ステレオビジョンによって、前記皮膚領域の３Ｄ画像情報を決定するステレオ深さセンサをさらに備える、請求項７又は８に記載のシステム。
10. 制御ユニットをさらに備え、
    前記照明ユニットが、円又は楕円の形状を有する１つ又は複数の照明スポットで電磁放射線を放出する場合、前記制御ユニットは、カラーカメラである前記カメラによって記録された、前記皮膚領域の３Ｄ画像情報と、照明された前記皮膚領域のカラー画像とを受け取り、受け取られた前記３Ｄ画像情報と、受け取られた前記カラー画像とに基づいて、前記照明ユニットによって放出される前記１つ又は複数の照明スポットの前記形状を制御して、前記１つ又は複数の照明スポットが、前記カラーカメラによって記録された前記カラー画像における前記皮膚領域に円の形状を有するように、楕円の形状を有する１つ又は複数の照明スポットを放出させる、請求項７から９のいずれか一項に記載のシステム。
11. 前記処理ユニットは、前記デバイスの前記処理ユニットから、又は飛行時間センサから、又はステレオ深さセンサから、前記３Ｄ画像情報を受け取る、請求項９又は１０に記載のシステム。
12. 前記カメラは、複数の検出素子、特にフォトダイオードのアレイ、ＣＣＤアレイ、又はＣＭＯＳアレイを備える、請求項７から１１のいずれか一項に記載のシステム。
13. 被験者のバイタルサインを決定するための方法であって、前記方法は、
    １つ又は複数の照明スポットで照明された前記被験者の皮膚領域における複数の測定スポットから、複数の第１の検出信号を取得するステップであって、ここで、前記複数の第１の検出信号は、前記１つ又は複数の照明スポットにおいて前記皮膚領域に入り、前記複数の測定スポットにおいて前記皮膚領域から出る電磁放射線から導出される、前記複数の第１の検出信号を取得するステップと、
    前記皮膚領域の３Ｄ画像情報を取得するステップと、
    前記複数の第１の検出信号に対して、取得された前記皮膚領域の前記３Ｄ画像情報に基づいて、それぞれの前記測定スポットと照明スポットとの間の、それぞれのスポット距離を決定するステップと、
    前記複数の第１の検出信号を、それぞれのスポット距離と、それぞれの前記スポット距離が決定される前記照明スポットとに割り当てるステップと、
    同じ前記照明スポットと、しきい距離値よりも小さいそれぞれのスポット距離とに割り当てられた第１の前記検出信号を平均して、平均された第１の検出信号を取得し、平均された前記第１の検出信号から、平均されたバイタルサインを決定するか、又は、同じ前記照明スポットと、しきい距離値よりも小さいそれぞれのスポット距離とに割り当てられた、前記第１の検出信号から、バイタルサインを決定し、前記バイタルサインを平均して、平均されたバイタルサインを取得するステップとを有する、方法。
14. コンピュータにおいて実行された場合、前記コンピュータに、請求項１３に記載の方法のステップを実行させるためのプログラムコード手段を含む、コンピュータプログラム。

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