JP2023543009A - 中心血圧の推定 - Google Patents

Abstract

デバイスは、対象者の中心血圧を推定するためのものである。デバイスは、末梢血管の血圧の指標を測定し、末梢血管の超音波イメージングを実行するように構成されたセンサのアレイを含むセンサパッチを含む。デバイスは、センサパッチからの血圧の指標から圧波形を含む末梢圧信号を取得し、センサパッチから受信した信号から末梢血管の画像を導き出すように構成されたプロセッサをさらに含む。血管径は、血管径波形を含む経時的な末梢血管の画像から決定され、対象者の中心血圧の推定は、圧波形及び／又は血管径波形から導き出される。

Description

本発明は、対象者の中心血圧の推定に関する。

血圧の測定は、患者の総体的な健康を評価及び分類するために臨床診療において日常的に利用される。血圧上昇（高血圧）の長期間の代価は、多数の合併症、例えば、心不全、脳卒中、慢性腎臓疾患などに関連する。

最高（収縮期）血圧の測定値は、増幅効果が血管分岐部からの圧波反射及び血管内径の変化から生じるので、動脈樹の位置に応じて変化する。したがって、末梢位置（例えば、上腕動脈）における収縮期圧は、大動脈などの中心位置の収縮期圧と等しくない。

中心大動脈圧は、重要な診断情報を提供する。例えば、死亡率などの有害転帰の危険因子及び降圧治療などの治療の有効性は、中心圧及び末梢（上腕）圧に異なる影響を与える。したがって、中心圧波形の非侵襲的推定は重要な指標である。

中心圧推定の最も普及している技法は、末梢圧の測定に依存する。これらの技法は、２つの手法、すなわち、血管変位の力ベース測定（例えば、圧平眼圧測定）、又は血管径の超音波ベースイメージングに分けられる。

力ベース手法では、血圧波形から生じる血管径の変化が、末梢位置（例えば、腕又は首）における外力測定を介して測定される。次いで、この測定値を較正して、代用末梢血圧波形が作り出される。この波形は、その後、周波数ドメインの伝達関数を使用して中心波形に変換される。この手法は、Ｓｐｈｙｍｏｃｏｒ（登録商標）デバイスによって利用される。他のデバイスもまた、同じ力ベース手法を利用するが、圧信号を数学的に変換しない。

力ベース測定（圧平眼圧測定）の適用は、中心圧波形を導き出すために頸動脈に実施されている。しかしながら、頸動脈血管の深さのため、熟練したオペレータがそのような力ベース技法によって信頼できる信号を得ることが必要である。

超音波ベース手法では、血圧波形から生じる血管径の変化が、超音波画像を介して測定される。次いで、波形を較正して、代用血圧波形が作り出される。

超音波の使用は、上述の問題が回避されるので有利である。学術研究では、代用圧信号を決定するための超音波イメージングの使用が報告されている。

異なる方法は、異なる状況において異なる品質の測定値を作り出す。広範囲の適用状況において良好な品質結果を作り出すことができる、中心血圧を推定する改善された方法を有することが望ましい。

本発明は、特許請求の範囲によって定義される。

本発明の一態様による例によれば、対象者の中心血圧を推定するためのデバイスが提供され、デバイスは、センサパッチとプロセッサとを備え、
センサパッチはセンサのアレイを備え、センサのアレイは、
末梢血管の血圧の指標を測定し、
超音波イメージングを末梢血管に実行するように構成され、同じセンサが、血圧測定及び超音波イメージングのために使用され、
プロセッサは、
センサパッチからの血圧の指標から圧波形を含む末梢圧信号を取得し、
センサパッチから受信した信号から末梢血管の画像を導き出し、
経時的な末梢血管の画像からの血管径を血管径波形として決定し、
圧波形及び／又は血管径波形から対象者の中心血圧波形の推定を導き出すように構成される。

センサパッチは、末梢位置における血圧の指標を測定し、同じ位置の超音波イメージングを実行する機能を有する。血圧の指標は、例えば、末梢位置における血圧の変化によって引き起こされる対象者の皮膚における力である。血管径の変化は、超音波イメージング機能を用いて血管をイメージングすることによって測定される。末梢圧信号と血管径の両方を使用して、非侵襲的なやり方で末梢血管から中心血圧を推定する。両方の機能を組み合わせて単一のセンサパッチに入れることによって、中心血圧のより堅牢でより信頼できる推定が行われる。

プロセッサは、カラードップラモードでの末梢血管の画像に自動追跡アルゴリズムを適用することによって、血管径を決定するように構成される。

末梢血管画像（カラードップラモードの）に自動追跡アルゴリズムを適用することにより、時間に対する末梢血管の径の信頼性が高く一貫性のある測定が可能になる。

センサのアレイは、
容量性微細機械加工超音波トランスデューサ（ｃＭＵＴ）、
圧電センサ、又は
圧電抵抗センサを含む。

したがって、様々なセンサが、超音波イメージングセンサと圧力センサの両方として機能するように構成可能である。

プロセッサは、
複数の末梢圧波形サイクル及び血管径波形サイクルの各々に対する品質係数を決定し、
圧波形サイクル及びそのそれぞれの品質係数に基づいてアンサンブル圧波形を作り出し、
血管径波形サイクル及びそのそれぞれの品質係数に基づいてアンサンブル径波形を作り出すようにさらに構成され、
中心血圧を推定することは、アンサンブル圧波形及び／又はアンサンブル径波形に基づく。

アンサンブル波形は、例えば、品質、規則性、及び／又は信号を予期信号と比較することに基づいて、末梢圧波形サイクル及び血管径波形サイクルに異なる重み付けを使用する（例えば、低い品質／予期されない信号には低い重み付けを使用する）ことによって決定される。

例えば、血管径は、血管に対して垂直に決定されない場合がある。この場合、この血管径は実際の血管径の正確な表現ではないので、血管径の品質係数は低い。したがって、末梢圧波形は、中心血圧を推定するためにのみ使用される。

プロセッサは、
周波数ベース伝達関数をアンサンブル圧波形及び／又はアンサンブル径波形に適用すること、又は
アンサンブル圧波形及び／又はアンサンブル径波形を中心血圧の推定値に変換するために物理学ベースモデルを使用することによって中心血圧の推定値を導き出すように構成される。

プロセッサは、
推定された中心血圧の平均値及び拡張期値を、圧カフ測定から得られたカフ平均値及びカフ拡張期値に較正するようにさらに構成される。

平均血圧及び拡張期血圧値は、通常、身体の様々な部分で一定であると仮定される。しかしながら、波形の最大値は、解剖学的位置に基づいて変化する。したがって、波形が取得された後、波形の形状は、圧カフ測定からの実際の平均値及び拡張期値を使用することによって正確な血圧値に較正される。

デバイスは、
センサパッチ及びプロセッサを収容するためのハウジング要素であって、ハウジング要素が開口を含み、開口がセンサパッチの感知領域のためのものである、ハウジング要素と、
ハウジング要素に取り付けられたストラップと、
ハウジング要素の開口における皮膚インタフェースとをさらに含む。

本発明は、中心血圧を推定するための方法をさらに提供し、この方法は、
センサパッチのセンサから圧波形を導き出すために、末梢血管の血圧の指標を測定するステップと、
血圧測定の指標のために使用されるものと同じセンサを使用して、超音波イメージングを末梢血管に実行するステップと、
経時的な末梢血管の画像からの血管径を血管径波形として決定するステップと、
圧波形及び／又は血管径波形から対象者の中心血圧波形の推定を導き出すステップとを有する。

血管径を決定するステップが、カラードップラモードでの画像に自動追跡アルゴリズムを適用することに基づく。

この方法は、
複数の末梢圧波形サイクル及び複数の血管径波形サイクルの品質係数を決定するステップと、
圧波形サイクル及びそのそれぞれの品質係数に基づいてアンサンブル圧波形を作り出すステップと、
血管径波形サイクル及びそのそれぞれの品質係数に基づいてアンサンブル径波形を作り出すステップとをさらに有し、
中心血圧を推定するステップが、アンサンブル圧波形及び／又はアンサンブル径波形に基づく。

中心血圧を推定するステップは、
周波数ベース伝達関数をアンサンブル圧波形及び／又はアンサンブル径波形に適用するステップ、又は
アンサンブル圧波形及び／又はアンサンブル径波形を中心血圧の推定値に変換するために物理学ベースモデルを使用するステップに基づく。

この方法は、推定された中心血圧の平均値及び拡張期値を、圧カフ測定から得られたカフ平均値及びカフ拡張期値に較正するステップをさらに有する。

本発明は、プロセッサによって実行されたとき、プロセッサに上述のような方法を実行させるコンピュータプログラムコードを含むコンピュータプログラムをさらに提供する。

本開示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になり、以下に記載される実施形態を参照して解明される。

本発明をより良く理解するために、及び本発明がどのように実施されるかを一層明らかに示すために、次に、単なる例として、添付の図面を参照する。

末梢血管径及び血圧の測定のためのセンサパッチの図である。 対象者の皮膚において測定された圧波形を示す図である。 画像解析に基づく、血管の対向する内面間及び対向する外面間の測定された径を示す図である。 速度波形（３サイクルの）及び対応する血管径波形を有するグラフを示す図である。 異なる解剖学的位置における例示の圧波形を示す図である。 容量性ｃＭＵＴセンサの一例を示す図である。 センサパッチ１０２で使用するためのｃＭＵＴ要素（いわゆるセル）の知られている設計を示す図である。 そのようなｃＭＵＴ要素の動作原理を示す図である。 そのようなｃＭＵＴ要素の動作原理を示す図である。 感知パッチの同じセンサによって、圧を測定し、イメージングを実行する１つのやり方を示す図である。 感知パッチをもつウェアラブルデバイスを示す図である。

本発明が、図を参照して説明される。

詳細な説明及び具体的な例は、装置、システム、及び方法の例示的な実施形態を示しているが、単に例証を目的としたものであり、本発明の範囲を限定するものではないことを理解されたい。本発明の装置、システム、及び方法のこれら及び他の特徴、態様、及び利点は、以下の説明、添付の特許請求の範囲、及び添付の図面からより良く理解されるであろう。図は、単に概略であり、縮尺通りに描かれていないことを理解されたい。同じ参照番号が、同じ又は同様の部分を示すために、図の全体を通して使用されることも理解されたい。

本発明は、対象者の中心血圧を推定するためのデバイスを提供する。デバイスは、末梢血管の血圧の指標を測定し、末梢血管の超音波イメージングを実行するように構成されたセンサのアレイを含むセンサパッチを含む。デバイスは、センサパッチからの血圧の指標から圧波形を含む末梢圧信号を取得し、センサパッチから受信した信号から末梢血管の画像を導き出すように構成されたプロセッサをさらに含む。血管径は、血管径波形を含む経時的な末梢血管の画像から決定され、対象者の中心血圧の推定は、圧波形及び／又は血管径波形から導き出される。

図１は、末梢血管径及び血圧を測定するためのセンサパッチ１０２の図を示す。超音波パッチ１０２は、末梢血管１０４の径を取得する超音波イメージングのための、さらに、血圧を表す皮膚１０６における力を測定するためのセンサのアレイを有する。センサパッチ１０２は、これらの両方を同じ解剖学的位置で測定し、それにより、１つの位置で血圧に関連する２つの異なる測定値を取得する。測定は、同時であると見なすことができるほど時間的に十分に近い。例えば、測定は、測定サイクルの時間が終るまでにインターリーブされる。

センサは、反射エコー信号を超音波イメージングプロセスの一部として受信するように構成された超音波センサを含むか、又はセンサは、センサに加えられた支配的な圧力若しくは力に関連する圧力信号を受信する。

末梢血管１０４を通る血流１１０が増加するとき、血圧の変化に応じて、血管１０４の径は増加し、次いで減少する。径の変化は、皮膚１０６を膨らませる。それにより、血圧の変化は、皮膚１０６の表面のセンサパッチ１０２における圧力に基づいてモニタされる。

図２は、対象者の皮膚１０６において測定された圧波形２０２を示す。時間がｘ軸に示され、皮膚１０６からのセンサパッチ上の圧力がｙ軸に示される。圧波形２０２は、対象者の皮膚１０６からの力の測定に基づき、末梢血管１０４の血圧の指標を与える。

波形は、心拍周期の周期をもつ反復信号形状（すなわち、反復サイクル２０４）を含む。

超音波イメージングに使用される場合、センサパッチ１０２からのセンサのアレイは、皮膚表面の真下の血管の画像を捕捉するために使用される。次いで、画像分析を使用して、センサパッチ１０２から延びる平面１０８と交差する血管１０４の２つの最遠位点間の差を測定することによって末梢血管１０４の径を測定する。平面１０８は、皮膚１０６に対して垂直であるか、又は皮膚１０６と平行でない末梢血管１０４に適応するための他の角度である。理想的には、平面１０８は、末梢血管１０４に対して垂直である。

図３は、画像分析に基づく、血管の対向する内面間及び対向する外面間の測定された径を示す。上部の血管径波形３０４は、外壁追跡に基づく血管径の変化を示し、下部の血管径波形３０２は、内壁追跡に基づく血管径の変化を示す。内壁は血管の内壁を指し、外壁は末梢血管の外壁を指す。図３の血管径波形３０２、３０４は、Ｍモード又はＢモード超音波イメージングから取得される。１サイクルがボックス３０６で示されている。

血管の壁は柔軟であるので、血管の径は、血管内の血圧が上昇すると増加する。内部の圧が変化すると血管の壁の厚さが変化するので、血管径波形３０２、３０４は外面と内面とで異なる。一般に、内壁の血管径波形３０２は、中心血圧波形の推定を導き出すために使用される。

超音波イメージングは、流れ状態をモニタすることもできる。図４は、速度波形４０２（３サイクルの）及び対応する血管径波形３０２を有するグラフを示す。時間はｘ軸上にあり、血流速度は左側のｙ軸上にあり、血管径は右側のｙ軸上にある。血流速度は、点線によって示され、血管径は、黒い途切れない線によって示される。血流速度（血管内の）は、センサパッチ１０２を用いたドップラスペクトルイメージングを使用することによって取得される。

したがって、血液の体積流量は、平均速度に血管１０４の面積を乗じることによって抽出される。面積は、血管１０４が円形であると仮定し、血管径波形３０２からの平均径を使用することによって得られる。

品質係数は、圧波形２０２のサイクルごとに、及び血管径波形３０２のサイクルごとに決定される。不規則なサイクル及び大量のノイズをもつサイクルは、低い品質係数を有する。低い品質係数をもつサイクルは廃棄される。品質係数は、数値（すなわち、０と１との間の数値）又はバイナリ係数（すなわち、低い品質では０及び適切な品質では１）とすることができる。品質係数は、例えば、サイクルの最小変動、最大変動、及び／又は平均変動を所定の閾値範囲と比較することによって決定される。

１つの例では、アンサンブル波形が、圧波形２０２のサイクル２０４及び血管径波形３０２のサイクル３０６から作り出される。次いで、同じタイミングランドマーク（例えば、各心拍の開始を表すサイクルの最小値／最下部）を使用して、多数のサイクル（十分な品質係数をもつ）を組み合わせて、平均波形を作り出す。使用されるサイクルは、品質係数に基づいて重み付けされる。

例えば、アンサンブル圧波形は、圧波形２０２の個々のサイクルのうちの各々のものの間のわずかな差をフィルタ除去するために、５つの異なるサイクルから作り出される。別の例では、対象者の圧波形２０２は、例えば９つの圧波形サイクルを提供する１０秒間測定される。しかしながら、対象者は１０秒の間に移動した可能性があり、それにより、圧波形サイクルのうちの１つが、他のものと異なる形状を有する場合がある。したがって、この異なる圧波形サイクルは、低い品質係数を有し、アンサンブル圧波形が作り出される前に廃棄される。

アンサンブル圧波形又はアンサンブル血管径波形のいずれかを使用して、中心血圧を推定することができる。

図５は、異なる解剖学的位置における例示の圧波形サイクルを示す。第１の波形サイクル５０２は、上行大動脈のものであり、第２の波形サイクル５０４は、胸大動脈のものであり、第３の波形サイクル５０６は、腹大動脈の中央部のものであり、第４の波形サイクル５０８は、腹大動脈の遠心端のものであり、第５の波形サイクル５１０は、大腿部の位置のものであり、第６の波形サイクル５１２は、伏在静脈の位置のものである。中心血圧は、例えば、上行大動脈又は胸大動脈のものとすることができる。

ある位置のアンサンブル圧波形は、伝達関数を使用することによって中心位置に変換される。周波数ベース伝達関数は、分岐、血管径の変化、及び他の要因によって引き起こされる圧波歪みを補正することができる。代替として、物理学ベースモデル（血管をシミュレートするために使用される粘弾性管）を使用して、伝達関数が決定される。それにより、伝達関数は、アンサンブル圧波形を中心圧波形に変換する。

周波数ベース手法は、例えば、論文「Ｖａｌｉｄａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｔｒａｎｓｆｅｒ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ ｆｏｒ ｇｅｎｅｒａｔｉｎｇ ｃｅｎｔｒａｌ ｆｒｏｍ ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｕｐｐｅｒ ｌｉｍｂ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｗａｖｅｆｏｒｍ」Ｄａｖｉｄ Ｇａｌｌａｇｈｅｒ等、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｈｙｐｅｒｔｅｎｓｉｏｎ、１７巻、１１号、２００４年１１月、 １０５９～１０６７頁に記載されている。

物理学ベース手法は、例えば、論文「Ｄｅｒｉｖａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ａｓｃｅｎｄｉｎｇ ａｏｒｔｉｃ－ｃａｒｏｔｉｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｔｒａｎｓｆｅｒ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ａｎ ａｒｔｅｒｉａｌ ｍｏｄｅｌ」Ｍ， Ｋａｒａｍａｎｏｇｌｕ等、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ、Ｈｅａｒｔ ａｎｄ Ｃｉｒｃｕｌａｔｏｒｙ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ、２７１巻、６号、１９９６年１２月１日に記載されている。

アンサンブル血管径波形は、末梢位置の第２の圧波形に変換され、次いで、前記第２の圧波形は、さらに、中心位置の圧波形（すなわち、中心圧波形）に変換される。

径波形の形態は、圧波形に非常に類似しており、これは、論文「Ｒｅｌａｔｉｏｎｓｈｉｐ ｂｅｔｗｅｅｎ ｔｈｅ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ａｎｄ ｄｉａｍｅｔｅｒ ｏｆ ｔｈｅ ｃａｒｏｔｉｄ ａｒｔｅｒｙ ｉｎ ｈｕｍａｎｓ」、 Ｓｕｇａｗａｒａ， Ｍ．、Ｎｉｋｉ， Ｋ．、Ｆｕｒｕｈａｔａ， Ｈ．等、Ｈｅａｒｔ Ｖｅｓｓｅｌｓ １５、４９～５１ （２０００）で分かる。

径波形は、カフ圧測定を介して較正することによって第２の圧波形に変えられる。カフ圧測定を介して較正された後、次いで、第２の圧波形は、周波数ベース伝達関数又は物理学ベース手法を介して末梢血圧から中心血圧に変換される。

中心圧波形は、アンサンブル圧波形及びアンサンブル血管径波形のいずれか又は両方から得られる。両方から得られる場合、各々の方法から得られた中心圧波形の組み合わせ（例えば、加重平均）が使用される。

アンサンブル圧波形及びアンサンブル血管径波形は、波形に異なるアーチアファクトを有することがある。したがって、両方の組み合わせは、それらのうちの１つを個別に使用するほど有用でない可能性がある。これらの状況では、それらのうちの１つのみが、中心圧波形を決定するために使用される。

各々の方法の重み付けは、例えば、使用される波形の品質係数に依存する。中心圧波形は、圧波形２０２のみ及び／又は血管径波形３０２のみから得ることもできる。しかしながら、波形サイクルのアンサンブルは必要ではなく、波形の各々の単一のサイクルが使用される。

両方の方法から得られる中心血圧波形は、一般に、実際の血圧値に対して較正されない。代わりに、これらの方法は、正確な波形形状のみを提供する。

図５で分かるように、測定される圧が中心血圧から離れるほど、波形のピークが高くなる。しかしながら、圧波形の平均値及び最小（拡張期）値は、解剖学的位置に関係なく比較的一定のままである。

したがって、圧力カフ（又は任意の解剖学的位置で平均血圧及び拡張期血圧を正確に測定することができる他の装置）からの平均値及び拡張期値を使用して、中心圧波形を較正する。これは、圧カフ値と中心圧波形の両方の拡張期値と平均値が確実に等しくなるようにすることによって行われる。次いで、中心血圧が、中心圧波形（すなわち、収縮期値、拡張期値、及び平均血圧値、並びに波形の全体的形状）から決定される。次いで、較正された中心圧波形が、一般に、モニタに表示される。

好ましい実施態様では、ＭＥＭデバイスが、圧力感知と超音波イメージングの両方のために使用される。そのようなデバイスは、オンチップ圧力感知機能を可能にし、したがって、様々な用途におけるシステム構成要素である。ＭＥＭＳ圧力センサは、使用される感知方法に基づいて分類される。

圧電センサは、センサの出力としての電位を変化させることによって印加圧力を検出する。圧力が印加されると、圧電圧力センサのダイアフラムが変形する。この変形のために、電圧が生成される。圧電圧力センサは、感知要素として金属化石英又はセラミック材料で構成される。通常は、このタイプの圧力センサは、電気的インタフェースを強化するために増幅器と一緒に設計される。圧電センサのアレイもまた、超音波イメージングのために使用される。しかしながら、圧電圧力センサは、衝撃及び振動の影響を受けやすい。

圧電抵抗圧力センサが、代りに、電気抵抗の変化を提供する。圧力が印加されると、ダイアフラム並びに圧電抵抗材料が撓められる。これは、印加された圧力により、圧電抵抗材料がわずかに長く及び薄くなることを意味する。この変形は、圧電抵抗材料の抵抗値の変化をもたらす。それにより、ホイートストンブリッジ回路などのモニタリング回路の出力電圧を測定することによって、圧力の変化、したがって、センサに印加された圧力が決定される。圧電抵抗センサのアレイもまた、超音波イメージングのために使用される。

図６は、容量性ｃＭＵＴセンサ６０２の一例を示す。これは、好ましいセンサ実施態様である。センサ６０２は、印加された圧力に比例するキャパシタンスの変化を感じる。センサ６０２は、２つの導電性プレート、すなわち、測定プレート６０４及び基準プレート６０６を有する。測定プレート６０４は、圧力を受けると撓められるが、基準プレート６０６は、位置が固定された状態で、測定プレート６０４に対する基準として機能する。測定プレート６０４が撓められると、これらの２つのプレート間の距離が変更される。測定プレートに印加された圧力はキャパシタンスを変化させ、それにより、容量性センサ６０２は圧力センサとして使用される。

容量性センサ６０２は、圧電抵抗圧力センサ及び圧電圧力センサと比較していくつかの利点を有する。それは非常に安定した動作を有し、測定の出力は高度に線形である。

図７は、センサパッチ１０２で使用するためのｃＭＵＴ要素（いわゆるセル）の知られているデザインを示す。ｃＭＵＴ要素は、シリコン基板７１２の上に懸架された可撓性メンブレン又はダイアフラムの７１４を含み、それらの間に間隙又は空洞７１８がある。第１の電極７２２は、この例では、基板７１２の上面上のセルの床面に配置される。第２の電極７２０は、ダイアフラム７１４上に配置され、ダイアフラムとともに移動する。図示の例では、２つの電極は円形である。

誘電体（図示せず）が、基板７１２上に、及び上部（第２の）電極７２０の下側に設けられる。ダイアフラムが、代りに、誘電体層として機能してもよい。

好ましくは、２つの誘電体があり、それらは、組成及び厚さが、等しくてもよいが、さらに、非対称（異なる材料及び厚さ）でもよい。

メンブレン層７１４は、基板層７１２の上面に対して固定され、メンブレン層７１４と基板層７１２との間に球状又は円筒状空胴７１８を画定するように構成され寸法決めされる。

電極７２０の設計の他の実現、例えば、電極７２０が、メンブレン７１４に埋め込まれるか、又は追加の層としてメンブレン７１４上に堆積されるなどが考慮されてもよい。

第１の電極は、間隙７１８に直接露出されるか、又は第２の電極７２０と第１の電極７２２との間の短絡を防止するために電気的絶縁層若しくはフィルムによって間隙７１８から分離される。

図７において、第１の電極７２２は例として接地されている。他の構成、例えば、接地された第２の電極７２０の構成、又は第２の電極７２０及び第１の電極７２２の両方が浮遊している構成が、当然、等しく実現可能である。

ｃＭＵＴ要素の電極は、デバイスの容量性プレートを提供し、間隙７１８は、キャパシタのプレート間の主誘電体である。ダイアフラムが振動すると、プレート間の誘電体間隙の寸法の変化がキャパシタンスの変化をもたらし、キャパシタンスの変化は、イメージングモードで動作している場合、受信した音響エコーへのｃＭＵＴ要素の応答として感知される。

電極間の間隔は、電圧源７０１を用いて電極に静電圧、例えばＤＣバイアス電圧を印加することによって制御される。電圧源７０１は、オプションとして、例えば、送信モードにおいて、ｃＭＵＴ要素の駆動電圧のＤＣ及びＡＣ又は刺激成分をそれぞれ供給するための別個のステージ７０２、７０４を含む。第１のステージ７０２は、静的（ＤＣ）電圧成分を生成するように構成され、第２のステージ７０４は、設定された交流周波数を有する交流可変駆動又は刺激電圧成分を生成するように構成され、信号は、一般に、全体駆動電圧とその前記の静的成分との間の差である。

印加される駆動電圧の静的又はバイアス成分は、ｃＭＵＴ要素を強制的に圧潰状態にするための閾値電圧を満たすか又は超えることが好ましい。これは、全電圧の特に低ノイズの静的成分を生成するために、第１のステージ７０２が比較的大きいキャパシタ、例えば、平滑キャパシタを含み、静的成分が、一般に、全電圧を支配し、その結果、全電圧信号のノイズ特性がこの静的成分のノイズ特性によって支配されるという利点を有する。

特定の閾値を上回る静電圧を印加することによって、ｃＭＵＴ要素は強制的に圧潰状態にされ、メンブレン７１４は基板７１２上に圧潰することが分かっている。この閾値は、ｃＭＵＴ要素の正確な設計によって決まり、メンブレン７１４が電極間の電界による力によってセル床面にくっつく（接触する）圧潰電圧として知られるＤＣバイアス電圧として定義される。メンブレン７１４と基板７１２との間の接触の量（面積）は、印加されるバイアス電圧に依存する。

メンブレン７１４と基板７１２との間の接触面積が増えると、メンブレン７１４の共振周波数が上昇する。

圧潰モードｃＭＵＴ要素の周波数応答は、圧潰後にｃＭＵＴ電極に印加されるＤＣバイアス電圧を調節することによって変更される。その結果、ｃＭＵＴ要素の共振周波数は、電極に印加されるＤＣバイアス電圧が高くなるにつれて上昇する。

この現象の背後にある原理が、図８及び図９に示される。図８及び図９の断面図は、これを、各図において、メンブレン７１４の外側支持体と、メンブレンが空洞７１８の床面に接触し始める点との間の距離Ｄ１及びＤ２によって１次元的に示している。図８において、距離Ｄ１は、比較的低いバイアス電圧が印加されたときの比較的長い距離であり、一方、図９において、距離Ｄ２は、より高いバイアス電圧が印加されているためにはるかに短い距離であることが分かる。これらの距離は、端部によって保持され、次いで、かき鳴らされる長い弦及び短い弦にたとえられる。長く緩められた弦は、かき鳴らされたとき、短くぴんと張られた弦よりもはるかに低い周波数で振動する。同様に、図８のｃＭＵＴ要素の共振周波数は、高いバイアス電圧を受ける図９のｃＭＵＴ要素の共振周波数よりも低い。

したがって、典型的なｃＭＵＴデザインは、例えば窒化ケイ素から形成され、シリコン基板の上に懸架された可撓性メンブレン又はダイアフラムを含み、それらの間に間隙又は空洞がある。間隙は、製造中に犠牲層を除去することによってもたらされる。第１の電極は、基板の上面上のセルの床面に配置され、第２の電極は、ダイアフラム上に配置され、ダイアフラムとともに移動する。この同じ構成が、圧力センサとして、又は超音波送信器及び受信器（超音波エコー波の圧力を測定することを含む）として使用される。

ｃＭＵＴ要素の動作は、当業者によく知られている。

現在、圧の評価と血管のイメージングの両方には、２つの別個のデバイスが必要とされる。本発明のセンサパッチは、これらの２つの機能を単一デバイスに組み合わせることを可能にし、それは、ワークフロー、製造、及びコストの観点で利益を与える。したがって、センサパッチは、同じ位置で、単一のトランスデューサアレイを用いて、超音波信号の送受信及び圧力の測定を行うことができる。

図１０は、同じセンサアレイが超音波イメージング及び圧力感知のためにどのように使用されるかを示すために使用される。デバイスは、ＡＳＩＣ８０２に設けられたコントローラ８００を含む。ｃＭＵＴデバイス８０４のアレイは、例えば、ＡＳＩＣ８０２とモノリシックに統合されて提供される。各ｃＭＵＴデバイスは、いくつかの実際のｃＭＵＴ要素（すなわち、セル）を含む。

コントローラ８００は、イメージングモードでは、ｃＭＵＴデバイス８０４ごとに、超音波送信回路８０６及び超音波受信回路８０８を含む。ｃＭＵＴデバイスごとのスイッチ構成８１０は、受信回路及び送信回路をｃＭＵＴデバイス８０４に結合する。システムコントローラ８１６は、いつ送信すべきか、及びいつ受信し始めるべきかのタイミングを制御し、したがって、異なるｃＭＵＴデバイスのためのスイッチ構成８１０を制御する。ｃＭＵＴデバイスは、イメージングモードでは、送信回路及び受信回路に接続され、さもなければ、やはりシステムコントローラ８１６によって制御される別個の圧力感知モードでは、すべてのｃＭＵＴデバイスが、送信回路及び受信回路から切り離される。このようにして、デバイスは、イメージングモードと圧力感知モードとの間で切り替えられる。

コントローラは、ｃＭＵＴデバイスのキャパシタンス（又はより一般的には圧力依存電気的特性）を測定するための測定回路８１２をさらに含む。測定回路８１２は、第２のスイッチ８１４を通してｃＭＵＴデバイスに接続する。この場合もまた、ｃＭＵＴデバイス８０４ごとに第２のスイッチ８１４がある。しかしながら、単一の測定回路８１２が設けられる。したがって、ｃＭＵＴデバイス８０４はすべて、圧力感知モードでは電気的に並列に接続される。各々がｃＭＵＴデバイスのそれぞれのサブアレイをもつ多数のＡＳＩＣダイがある場合、半導体ダイごとに測定回路がある。

キャパシタンスを測定するために、測定回路８１２は、ｃＭＵＴデバイスと結合して発振特性を規定するための発振器回路８１３と、発振器周波数に依存する出力信号ＦＣを提供するための出力回路８１４とを含む。

この例における測定回路８１２は、感知される圧力に依存するｃＭＵＴキャパシタンスを測定するための発振器８１３を含む。したがって、発振器は、キャパシタンス－周波数変換器回路の１つの例である。

ＡＳＩＣ８０２はシステムコントローラ８１６に接続し、システムコントローラ８１６は、送信のための制御コマンドを提供し、受信した反射エコー信号を処理し、圧力測定信号（この例では出力信号ＦＣ）を受信する。モジュール８１６はまた、バイアス電圧をｃＭＵＴデバイスに供給する。バイアス電圧は、例えば、アレイのすべてのｃＭＵＴデバイスに対して同じである。

超音波モードのイメージングモードの間、システムコントローラ８１６は、送信イベントの要求をＡＳＩＣに送り、次いで、ＡＳＩＣは、高電圧パルスをｃＭＵＴデバイスに送り出す。ＡＳＩＣは、音響エコー信号を受信し、それをシステムコントローラに送る。スイッチ構成８１０のスイッチは閉じており、スイッチ８１４は開いている。

圧力センサモードの間、スイッチ構成８１０のスイッチは開いており、スイッチ８１４は閉じている。ＡＳＩＣの測定回路８１２は、ｃＭＵＴの容量値を出力信号ＦＣに変える。信号ＦＣの周波数及びｃＭＵＴのキャパシタンスは関連づけられている。

圧力が変化すると、ｃＭＵＴのキャパシタンスが変化し、したがって、それに応じて、出力信号ＦＣによって表される共振発振周波数が変化する。

図１０の例は、ｃＭＵＴデバイス（又は、より正確には、ＡＳＩＣのｃＭＵＴデバイスの並列組合せ）のキャパシタンスを周波数に変えることに基づく。キャパシタンスは、代りに、キャパシタンスを表すデューティサイクル、電圧、又は電流を有する信号に変えられてもよい。ｃＭＵＴキャパシタンスは、代りに、デジタル信号に変えられてもよい。

超音波画像は、フレームから形成され、各フレームは、多数の発火及び受信イベントから構成される。圧力感知は、各フレームの後に、又は複数のフレームのシーケンスの後に行われる。このようにして、画像生成及び圧力感知が、実時間で実行される。各イメージングフレームは、例えば、送信期間及び受信期間を含む。一般に、フレーム持続時間は約２０μｓであり、圧力感知機能は約１０μｓの最小持続期間を有する。

これは、順次的な圧力感知モード及びイメージングモードを提供する。圧力は、超音波画像が再構成されているときに感知される。したがって、圧力感知及びイメージングは、同じ時間フレーム内で効果的に決定される。

圧力感知は、そのような高速レートで（この例では３０μｓごとに）更新する必要はなく、そのため、圧力測定が行われるレートを低減することによって圧力感知のフレームレートへの時間的影響を低減することが可能である。したがって、圧力感知期間は、Ｎ個のイメージングフレームごとに実行される。各イメージングフレームは、この場合もまた、送信期間及び受信期間を含む。

値Ｎは約１０００である。結果として生じた合計のフレーム持続時間は２０ｍｓとなり、圧力読み取り持続時間は、相対的に無視できるが、圧力は、十分に高いレート（この例では５０Ｈｚ）で更新される。当然、それほど頻繁でない圧力測定も可能である。

ｃＭＵＴセルを圧力センサとして使用する他のやり方がある。例えば、閉ループフィードバック経路を使用して、バイアス電圧Ｖｂｉａｓを調節することによってｃＭＵＴデバイスのキャパシタンスを一定に維持する。発振器回路が、この場合もまた、キャパシタンスを周波数に変えるために使用される。次いで、出力周波数は、固定基準周波数と比較され、誤差信号が、ｃＭＵＴデバイスのバイアス電圧Ｖｂｉａｓを調整する位相ロックループ（ＰＬＬ）制御システムで使用され、その結果、出力周波数は、一定となり、基準周波数に等しくなる。

別の例では、ｃＭＵＴデバイスの共振周波数（ｃＭＵＴデバイスキャパシタンスを含む発振器回路の発振周波数ではなく）が測定される。ｃＭＵＴの共振周波数を測定するのに適する方法は当技術分野でよく知られている。

センサの可撓性ダイアフラム（圧電、圧電抵抗、又は容量性にかかわらず）は、血管１０４の周囲に沿って装着される。このタイプのＭＥＭデバイスは、血圧に対して非常に敏感である。閉じ込められた非圧縮性流体のどこかに加えられた圧力は、圧力変化が同じままであるように、流体の全体にわたって全ての方向に等しく伝達される。そのため、等しい力が、センサのダイアフラムの表面に沿って伝達される。ゆがみなし又は基準ゆがみに対応する圧力は、分かっており、測定値を較正するために使用される。

同じセンサ（圧電、圧電抵抗、又は容量性にかかわらず）が、圧力感知機能と超音波イメージング機能の両方のために使用される。統合化超音波トランスデューサ機能は、血管径を決定するために使用される。測定は、Ｍモード又はＢモードイメージングを使用して行われる。径は、カラードップラモードを使用して血管を追跡し、実時間で径を抽出するための自動化アルゴリズムを使用して見いだされる。心拍間体積流量は、スペクトルドップラを使用した速度波形４０２及び測定された血管の径から抽出される。

圧波形２０２と血管径波形３０２の両方を使用して、中心大動脈波形を推定する。両方の手法（力ベースと及び血管径）を組み合わせることによって、堅牢な中心圧推定がより一貫して達成される。

図１１は、感知パッチ１０２をもつウェアラブルデバイスを示す。容量性センサの使用は、さらに、ウェアラブル構想の選択肢を広くする。超音波イメージング機能及び圧力感知機能が、単一のパッケージに統合されるので、センサパッチ１０２は、音響皮膚インタフェース１００４を使用して、ウェアラブル構想として身体に適用される。この例では、センサパッチ１０２は、ストラップ１００２に取り付けられ、センサパッチ１０２と、皮膚１０６との意図された接触領域との間に音響インタフェース１００４を有する。

ウェアラブルデバイスはまた、センサパッチ１０２及び必要なプロセッサを収容するハウジング要素を有する。そのとき、ハウジング要素は、センサパッチ１０２のための開口を有し、その結果、感知パッチ１０２の感知領域（圧力感知及び超音波イメージングを行う部分）は、開口とぴったり一致する。音響皮膚インタフェース１００４は、開口に配置される。ストラップ１００２は、センサパッチ１０２が橈骨動脈１０４ａからの血圧を測定できるように、対象者の手首のまわりに適合するように設計される。

代替として、センサパッチ１０２は、頸動脈上で使用することができ、その理由は、この血管１０４が、身体の末梢（すなわち、腕／脚）の他の血管よりも心臓に比較的近いからである。

要約すると、本発明の一例は、以下のワークフローを含む。
（ｉ）力信号を取得し、それによって、表面変位波形を決定する、
（ｉｉ）Ｍモード画像を取得し、血管径波形を決定する、
（ｉｉｉ）波形（例えば、周期性、心拍数など）の品質を決定する、その理由は、周波数ベース伝達関数が、周期的波形にのみ適用されるべきであり、したがって、不規則な波形が廃棄されるべきであるからである、
（ｉｖ）例えばＥＣＧトレースからのランドマークを使用して、外圧波形サイクルのアンサンブル（平均）信号を作り出す、
（ｖ）伝達関数を使用して、中心大動脈圧波形に変換する、
（ｖｉ）カフ圧値を使用して、変換された波形を較正する。

当業者は、本明細書に記載の方法を実行するためのプロセッサを容易に開発することができる。したがって、流れ図の各ステップは、プロセッサによって実行される異なるアクションを表し、処理プロセッサのそれぞれのモジュールによって実行される。

上述で論じたように、システムは、データ処理を実行するためにプロセッサを利用する。プロセッサは、ソフトウェア及び／又はハードウェアを用いて非常に多くのやり方で実装されて、必要とされる様々な機能を実行する。プロセッサは、一般に、必要な機能を実行するためにソフトウェア（例えば、マイクロコード）を使用してプログラムされる１つ又は複数のマイクロプロセッサを使用する。プロセッサは、ある機能を実行するための専用ハードウェアと、他の機能を実行するための１つ又は複数のプログラムされたマイクロプロセッサ及び関連する回路との組み合わせとして実装される。

本開示の様々な実施形態で使用される回路の例には、限定はしないが、従来のマイクロプロセッサ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）が含まれる。

様々な実施態様において、プロセッサは、ＲＡＭ、ＰＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、及びＥＥＰＲＯＭなどの揮発性及び不揮発性コンピュータメモリなどの１つ又は複数のストレージ媒体に関連する。ストレージ媒体は、１つ又は複数のプロセッサ及び／又はコントローラで実行されると、必要な機能を実行する１つ又は複数のプログラムで符号化される。様々なストレージ媒体は、そこに格納された１つ又は複数のプログラムをプロセッサにロードできるように、プロセッサ又はコントローラ内に固定されてもよく、又は可搬型であってもよい。

開示された実施形態への変形は、特許請求される発明を実践する際に、図面、開示、及び添付の特許請求の範囲の検討から、当業者によって理解され達成される。特許請求の範囲において、「備える、含む、有する」という単語は、他の要素又はステップを排除せず、単数形は複数を排除しない。

単一のプロセッサ又は他のユニットは、特許請求の範囲に列挙されるいくつかの項目の機能を遂行することができる。

特定の手段が互いに異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせを有利に使用できないことを示していない。

コンピュータプログラムは、他のハードウェアと一緒に、又は他のハードウェアの一部として供給される光学ストレージ媒体又は固体媒体などの適切な媒体に格納及び／又は分配されてもよいが、さらに、インターネット又は他の有線若しくは無線電気通信システムなどを介して他の形態で分配されてもよい。

「適合される」という用語が特許請求の範囲又は説明において使用される場合、「適合される」という用語は、「構成される」という用語と等価であるように意図されることに留意されたい。

特許請求の範囲におけるいかなる参照符号も範囲を限定するものと解釈されるべきではない。

Claims (15)

1. 対象者の中心血圧を推定するためのデバイスであって、前記デバイスが、センサパッチとプロセッサとを備え、
   前記センサパッチがセンサのアレイを備え、前記センサのアレイが、
   第１のモードにおいて、末梢血管の血圧の指標を測定し、
   第２のモードにおいて、超音波イメージングを前記末梢血管に実行し、同じセンサが、前記第１のモードにおける血圧測定及び前記第２のモードにおける超音波イメージングのために使用され、
   前記プロセッサが、
   前記センサパッチからの前記血圧の指標から圧波形を含む末梢圧信号を取得し、
   前記センサパッチからの前記超音波イメージングから前記末梢血管の画像を導き出し、
   経時的な前記末梢血管の前記画像から血管径を血管径波形として決定し、
   前記圧波形及び／又は前記血管径波形から前記対象者の中心血圧波形の推定を導き出す、デバイス。
2. 前記プロセッサが、
   カラードップラモードでの前記末梢血管の前記画像に自動追跡アルゴリズムを適用することによって、前記血管径を決定する、請求項１に記載のデバイス。
3. 前記センサのアレイが、
   容量性微細機械加工超音波トランスデューサ（ｃＭＵＴ）、
   圧電センサ、又は
   圧電抵抗センサ
   を含む、請求項１又は２に記載のデバイス。
4. 前記プロセッサが、さらに、
   前記圧波形の複数の末梢圧波形サイクル及び前記血管径波形の血管径波形サイクルの各々の品質係数を決定し、
   前記末梢圧波形サイクル及びそのそれぞれの品質係数に基づいてアンサンブル圧波形を作り出し、
   前記血管径波形サイクル及びそのそれぞれの品質係数に基づいてアンサンブル径波形を作り出し、
   前記中心血圧を推定することが、前記アンサンブル圧波形及び／又は前記アンサンブル径波形に基づく、請求項１から３のいずれか一項に記載のデバイス。
5. 前記プロセッサが、
   周波数ベース伝達関数を前記アンサンブル圧波形及び／又は前記アンサンブル径波形に適用すること、又は
   前記アンサンブル圧波形及び／又は前記アンサンブル径波形を前記中心血圧の推定値に変換するために物理学ベースモデルを使用すること
   によって前記中心血圧の推定値を導き出す、請求項４に記載のデバイス。
6. 前記プロセッサが、さらに、
   推定された前記中心血圧の平均値及び拡張期値を、圧カフ測定から得られたカフ平均値及びカフ拡張期値に較正する、請求項１から５のいずれか一項に記載のデバイス。
7. 前記プロセッサが、さらに、前記血管径波形を前記末梢血管の第２の圧波形に変換し、前記プロセッサが、前記圧波形及び／又は前記第２の圧波形から前記対象者の前記中心血圧波形の前記推定を導き出す、請求項１から６のいずれか一項に記載のデバイス。
8. 前記センサパッチ及び前記プロセッサを収容するためのハウジング要素であって、前記ハウジング要素が開口を含み、前記開口が前記センサパッチの感知領域のためのものである、ハウジング要素と、
   前記ハウジング要素に取り付けられたストラップと、
   前記ハウジング要素の前記開口における皮膚インタフェースと
   をさらに含む、請求項１から７のいずれか一項に記載のデバイス。
9. 対象者の中心血圧を推定するための方法であって、前記方法が、
   第１のモードにおいて、センサパッチのセンサから圧波形を導き出すために、末梢血管の血圧の指標を測定するステップと、
   第２のモードにおいて、前記センサパッチの前記センサから前記末梢血管の画像を導き出すために、超音波イメージングを前記末梢血管に実行するステップであって、同じセンサが、前記第１のモードにおける前記血圧測定及び前記第２のモードにおける前記超音波イメージングのために使用される、実行するステップと、
   経時的な前記末梢血管の前記画像からの血管径を血管径波形として決定するステップと、
   前記圧波形及び／又は前記血管径波形から前記対象者の前記中心血圧波形の推定を導き出すステップと
   を有する、方法。
10. 前記血管径を決定するステップが、カラードップラモードでの前記画像に自動追跡アルゴリズムを適用することによって決定される、請求項９に記載の方法。
11. 前記圧波形の複数の末梢圧波形サイクル及び前記血管径波形の複数の血管径波形サイクルの品質係数を決定するステップと、
    前記圧波形サイクル及びそのそれぞれの品質係数に基づいてアンサンブル圧波形を作り出すステップと、
    前記血管径波形サイクル及びそのそれぞれの品質係数に基づいてアンサンブル径波形を作り出すステップと
    をさらに有し、
    前記中心血圧を推定するステップが、前記アンサンブル圧波形及び／又は前記アンサンブル径波形に基づく、請求項９又は１０に記載の方法。
12. 前記中心血圧を推定するステップが、
    周波数ベース伝達関数を前記アンサンブル圧波形及び／又は前記アンサンブル径波形に適用するステップ、又は
    前記アンサンブル圧波形及び／又は前記アンサンブル径波形を前記中心血圧の推定値に変換するために物理学ベースモデルを使用するステップ
    に基づく、請求項１１に記載の方法。
13. 推定された前記中心血圧の平均値及び拡張期値を、圧カフ測定から得られたカフ平均値及びカフ拡張期値に較正するステップをさらに有する、請求項９から１２のいずれか一項に記載の方法。
14. 前記血管径波形を前記末梢血管の第２の圧波形に変換するステップと、前記圧波形及び／又は前記第２の圧波形から前記対象者の前記中心血圧波形の前記推定を導き出すステップとをさらに有する、請求項９から１３のいずれか一項に記載の方法。
15. 具現化されたコンピュータ可読コードを有するコンピュータ可読媒体であって、前記コンピュータ可読コードにより、プロセッサによる実行時に、前記プロセッサが、請求項９から１４のいずれか一項に記載の方法に従ってデバイスを動作させる、コンピュータ可読媒体。

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