JP6573988B2 - 血流速度を決定する装置及び方法 - Google Patents

Description

本発明は、血流速度を決定する装置及び方法に関し、特に、対象の血管を流れる血液の流速を測定する装置及び方法に関する。

臨床的観点から、患者の血行動態状態の最良の指標は、心臓ポンプの血液量、心拍あたり血液量（一回拍出量）及び毎分血液量（心拍出量）により提供される。しかしながら、これらのパラメータは、侵襲的にも又は非侵襲的にも、測定することは困難であり、広く受け入れられる「ゴールドスタンダード」測定技術は存在しない。

一回拍出量及び心拍出量は、例えば熱希釈法又は指標希釈法を用いて侵襲的に測定されることができる。しかしながら、これらの方法にはいくつかの欠点がある。それらは、連続的に使用することができない。これは、これらの方法を患者の血行力学的状態に対する介入の効果をモニタリングするのに適していないものとする。更に、それらは、多くの鼓動にわたる平均である結果を提供し、これは、一回拍出量におけるビートごとの変化に関する情報が失われることを意味する。斯かる変化は、患者のボリューム状態及び体液反応性を評価する上で重要である。

心臓の出力は、ガス再呼吸技術（上述の侵襲的方法と同じ欠点を有する）を用いて、胸部の生体インピーダンス（不正確であり、電極の配置及び患者の動きに非常に敏感）を用いて、及び／又は末梢脈圧波に関する脈波解析により、非侵襲的に推定されることができる。末梢脈圧波は、指の周りの圧力カフと組み合わせて、例えばフォトプレチスモグラフ（ＰＰＧ）センサを使用して測定される（周囲温度、姿勢、及び容積状態における変化に基づき、末梢血管収縮に非常に敏感）。

大動脈内の血液の流速は、一回拍出量及び心拍出量に対する信頼できる代理を提供する。各心拍による大動脈を通る血流速度の上昇は、心収縮性及び拍出量を示す。なぜなら、大動脈の硬さは、数時間若しくは数日、又は数週間若しくは数ヶ月の測定期間にわたって有意に変化しないからである（毎分音調を変えることができる末梢血管系とは異なる）。しかしながら、大動脈の血流速度を測定するための従来の技術は、大動脈自体の内部におけるカテーテルの使用又は食道内部における撮像超音波プローブの使用を含み、両方とも非常に侵襲的である。

ＵＳ６５６５５１３号は、体外から大動脈血流速度を測定することができるデバイスを記載する。このデバイスは、胸部に配置され、上行大動脈に超音波を発射することを目的とする超音波トランスデューサを有する。大動脈内の血液の流速は、トランスデューサにより検出された反射超音波におけるドップラーシフトに基づき決定される。このシステムは、医療専門家により手動で行われなければならない超音波トランスデューサの正確な照準を必要とする。更に、ドップラー撮像を使用することは、洗練された処理能力が要求され、システムのコスト効率性が制限されることを意味する。

従って、対象の血行力学的状態を決定するための、非侵襲的で、コスト効率の良い、使い易いシステムの必要性が存在する。好ましくは、斯かるシステムは、連続的なモニタリングに適しており、一回拍出量及び／又は大動脈血流速度におけるビート間の変動に関する情報を提供することができる。

本発明の第１の態様によれば、対象の血管を流れる血液の流速を測定する装置が提供される。この装置は、対象の体の第１の位置に配置され、超音波パルスを発する超音波送信機と、上記対象の体の第２の位置に配置され、上記送信機により発せられた超音波パルスを検出する超音波受信機と、上記送信機及び上記受信機と通信するコントローラとを有する。コントローラは、超音波パルスが上記送信機により放出されることをもたらし、検出された超音波パルスに対応する上記受信機からの測定信号を受信し、上記受信される測定信号に基づき、上記放出された超音波パルスの第１の部分の受信機への到達時間Ｔ１を決定し、上記受信された測定信号に基づき、上記放出された超音波パルスの第２の部分の上記受信機への到達時間Ｔ２を決定し、上記第１の位置と上記第２の位置との間に位置する血管における血液の流速をＴ１及びＴ２を用いて算出する。

いくつかの実施形態において、上記放出された超音波パルスの第１の部分が、上記受信される測定信号のエンベロープの第１の立ち上がりエッジの少なくとも一部に対応し、上記放出された超音波パルスの第２の部分は、上記エンベロープのメインピークの少なくとも一部に対応する。

いくつかの実施形態において、Ｔ１を決定することは、上記受信される測定信号のエンベロープが第１の所定の閾値振幅に等しい最も早い時間を決定することを有し、Ｔ２を決定することは、上記エンベロープが第２の所定の閾値振幅に等しい最も早い時間を決定することを有する。

いくつかの実施形態において、第１の所定の閾値振幅が、上記受信される測定信号の最大振幅の第１のパーセンテージに対応し、第２の所定の閾値振幅は、上記最大振幅の第２のより大きなパーセンテージに対応する。

いくつかの実施形態において、上記流速が、

から計算され、ＴｏＦ１は、上記超音波パルスの上記第１の部分の飛行時間であって、

により与えられ、ＴｏＦ２が、上記超音波パルスの第２の部分の飛行時間であって、

により与えられ、Ｌは、上記送信機と上記受信機との間の超音波経路の長さであり、ｖが、流速であり、ｃは、軟組織における音速である。いくつかの実施形態において、上記流速が、

から計算される。

いくつかの実施形態において、上記コントローラが、上記送信機により規則的な間隔で超音波パルスが放出されることをもたらし、放出された各超音波パルスに関して、上記受信機から測定信号を受信し、Ｔ１及びＴ２を決定し、流速を計算し、上記算出された流速値に基づき時間依存流速信号を生成する。

いくつかの実施形態において、上記コントローラは更に、上記対象の心拍リズム信号を受信し、バンドパスフィルタを用いて上記流速信号をフィルタリングし、上記受信される心拍リズム信号に同期した変化を抽出する。

いくつかの実施形態において、上記コントローラが更に、上記流速信号をモデルに適合させる。

いくつかの実施形態において、上記コントローラは更に、上記対象に関する姿勢情報を受信し、上記受信される姿勢情報に基づき上記流速信号を補正する。

いくつかの実施形態において、上記コントローラが更に、上記算出された血流速度に基づき、上記対象の一回拍出量及び／又は心拍出量を算出する。

いくつかの実施形態において、上記送信機及び／又は上記受信機の１つ又は複数の動作パラメータが、上記コントローラにより自動的に調整可能である。いくつかの斯かる実施形態において、上記コントローラが更に、較正プロセスを実行し、上記較正プロセスが、上記送信機及び／又は上記受信機の１つ又は複数の動作パラメータを調整するステップと、上記受信機により検出された信号の１つ又は複数の属性を測定するステップと、上記測定された１つ又は複数の属性に基づき上記１つ又は複数の動作パラメータのそれぞれについて値を選択するステップとを有する。

いくつかの実施形態において、上記送信機及び上記受信機の各々が、上記対象の皮膚に接着するための接着パッチに埋め込まれた回路を有する。

本発明の第２の態様によれば、第１の態様の装置に関するコントローラが提供される。コントローラは、上記コントローラと超音波送信機との間、及び上記コントローラと超音波受信機との間の通信を可能にする通信インタフェースと、処理ユニットとを有する。処理ユニットは、上記超音波送信機に制御信号を出力し、上記超音波送信機が超音波パルスを発することをもたらし、上記放出された超音波パルスの上記受信機による検出に対応する超音波受信機からの測定信号を受信し、上記受信される測定信号に基づき、上記放出された超音波パルスの第１の部分の受信機への到達時間Ｔ１を決定し、上記受信される信号に基づき、上記放出された超音波パルスの第２の部分の受信機への到達時間Ｔ２を決定し、Ｔ１とＴ２とを用いて、上記送信機と上記受信機との間に位置する血管における血液の流速を計算する。

本発明の第３の態様によれば、対象の血管を流れる血液の流速を測定する方法も提供される。この方法は、対象の体の第１の位置で超音波送信機から超音波パルスが放出されることをもたらすステップと、上記対象の体の第２の位置で超音波受信機から測定信号を受信するステップであって、上記受信される信号が、上記放出される超音波パルスの上記受信機による検出に対応する、ステップと、上記受信される測定信号に基づき、上記放出された超音波パルスの第１の部分の受信機への到達時間Ｔ１を決定するステップと、上記受信される測定信号に基づき、上記放出された超音波パルスの第２の部分の受信機への到達時間Ｔ２を決定するステップと、上記第１の位置と上記第２の位置との間に位置する血管における血液の流速をＴ１とＴ２とを用いて算出するステップとを有する。

いくつかの実施形態において、上記血管が、下行大動脈を有する。

本実施形態による対象の血管を流れる血液の流速を測定する装置の説明図である。 一実施形態による検出された超音波パルスを示す図である。 本実施形態による対象の血管を流れる血液の流速を測定する方法のフローチャートである。

本発明のより良好な理解のため、及びよりそれがどのように効果的に実行されるかを明示するため、例示に過ぎない添付の図面が参照されることになる。

図１は、本発明の一実施形態による、対象の血管を流れる血液の流速を測定する装置１を示す。装置１は、通信リンク１４を介して送信機１２と通信し、通信リンク１８を介して受信機１６と通信するコントローラ１０を有する。通信リンク１４、１６は、有線又は無線の任意の組み合わせとすることができる。両方の通信リンクが有線接続される実施形態では、ワイヤの長さは、送信機１２及び受信機１６が対象上に配置されることを可能にするよう実効的であり、その結果、血流速度を測定することが望まれる血管が、送信機１２及び受信機１６の間に配置される。例えば、装置１が下行大動脈を流れる血液の速度を測定する実施形態では、送信機１２は、対象の頸部又はその付近に配置されるよう構成され、受信機１６は、対象の背中又はその付近に配置されるよう構成される。

送信機１２は、例えば、コントローラ１０から受信される制御信号に基づき、パルス状の超音波を放出するよう構成される。周囲の軟組織（０.５４ｄＢ／（ＭＨｚ・ｃｍ））及び筋肉（１．１ｄＢ／（ＭＨｚ・ｃｍ））と比較して、血液は比較的低い減衰係数（０.２ｄＢ／（ＭＨｚ・ｃｍ））を持ち、一方骨は劇的に高い減衰係数を持つ。これは、数ＭＨｚのオーダの周波数を持つ超音波に対して、血液を通過した受信信号の部分が、周囲の組織を通過した信号の部分に比べて著しく増強されることを意味する。そのようなものとして、好ましい実施形態では、送信機は、１から１０ＭＨｚの範囲の周波数で超音波を放出するよう構成される。パルスが放出される周波数（即ち、パルスの繰り返し周波数）は好ましくは、１０Ｈｚから１０ｋＨｚの範囲内である。パルスが放出される周波数は好ましくは、心周期によりもたらされる血流変動を追跡し、良好な信号対雑音平均化を可能にするよう十分高いが、新たに受信されたパルス信号の立ち上がりエッジが以前に受信されたパルス信号の尾部とオーバーラップすることを避けるよう十分低い。斯かる重なりが生じる場合、到着時間を正確に決定することはより困難であるが、これは適切なパルスパターン及び相関技術を使用することにより部分的に克服されることができる。

いくつかの実施形態では、送信機１２は広角送信機である。いくつかの実施形態では、送信機１２は１−Ｄ送信機である。いくつかの実施形態では、例えば、電子ビーム操縦及び／又はフォーカシング能力を持つ送信機を用いて、送信機１２の出力は最適化可能である。いくつかの実施形態では、送信機１２は、トランシーバを有する。その結果、超音波を受信し、超音波を送信することができる。受信機１６は、送信機により放出される超音波パルスを検出するよう構成される。いくつかの実施形態では、受信機１６は、検出された信号をコントローラ１０に出力するよう構成される。いくつかの実施形態では、受信機１６は広角受信機である。いくつかの実施形態では、受信機１６は１−Ｄ受信機である。いくつかの実施形態では、例えば、電子操縦及び／又はフォーカシング能力を持つ受信機を用いて、受信機１６の検出フィールドは最適化可能である。いくつかの実施形態では、受信機１６は、トランシーバを有する。その結果、超音波を送信し、及び超音波を受信することができる。いくつかの実施形態では、送信機１２及び受信機１６は、（例えば、コントローラへの通信リンク１４,１８を介して確立される）共通の電子時間ベースを持つ。いくつかの実施形態では、送信機１２及び受信機１６は、対象の皮膚に直接適用するための接着パッチに埋め込まれた回路を有する。

コントローラ１０は、例えば、通信リンク１４を介して送信機１２に制御信号を送信することにより、超音波パルスが送信機１２により放出されることをもたらすよう構成される。コントローラ１０はまた、例えば受信機により検出された超音波パルスに対応する受信機１６からの信号を通信リンク１８を介して受信するよう構成される。コントローラ１０は更に、受信機１６から受信した信号に基づき、送信機１２により発せられ、続いて受信機１６により検出される超音波パルスの第１の部分の受信機への到着時間Ｔ１を決定し、同じ超音波パルスの第２の部分の受信機への到着時間Ｔ２を決定する。コントローラは更に、送信機１２と受信機１６との間に位置する血管における血液の流速をＴ１及びＴ２を用いて計算するよう構成される。いくつかの実施形態では、コントローラ１０は、受信信号をフィルタリングするよう構成される。いくつかの実施形態では、コントローラ１０は、受信信号に対してエンベロープレベルの信号処理を実行するよう構成される。いくつかの実施形態では、コントローラ１０は、複数の計算された流速値に基づき時間依存流速信号を生成するよう構成される。いくつかの実施形態では、コントローラ１０は、例えば、フィルタリング、補正、又はモデルへのフィッティングにより、流速信号を処理するよう構成される。

いくつかの実施形態では、コントローラは、コントローラ１０と送信機１２との間、及びコントローラ１０と受信機１６との間の通信を可能にするための通信インタフェースを有する。コントローラはまた、制御信号を超音波送信機に出力し、超音波送信機が超音波パルスを発することをもたらし、放出された超音波パルスの受信機による検出に対応する、超音波受信機からの測定信号を受信し、受信した測定信号に基づき、Ｔ１及びＴ２を決定し、送信機と受信機の間に位置する血管における血液の流速をＴ１とＴ２とを用いて計算するよう構成される処理ユニットを有する。図１は、送信機１２及び受信機１６とは別のコントローラ１０を示すが、コントローラが送信機又は受信機のいずれかと一体化される実施形態も想定される。

送信機１２と受信機１６との間の血管を通過するとき血液の流れと同じ方向に移動する超音波（例えば、送信機１２により放出されたもの）は、静止した血液又は組織だけを通過する超音波（時間Ｔ２に到着する）よりも受信機にわずかに早く到着する（即ち時間Ｔ１において）。焦点が合っていない超音波パルスに関して、この飛行時間の差は、検出されたパルスの形状に反映される。図２は、受信機により生成された例示的な測定信号２０を示し、この測定信号は、血流の方向における血管及び周囲の組織を通過した検出された超音波パルスのエンベロープに対応する。パルスの最も早く到着した部分（即ち、時間Ｔ１に受信機に到達する部分）は、超音波パルスの方向に流れる血液を通過した超音波に対応し、パルスの主要部分（即ち、約時間Ｔ２に到着する部分）は、静止した血液及び組織を通過した超音波に対応し、パルスのテール（即ち、Ｔ２の後に到達する部分）は、解剖学的構造により反射され屈折された超音波に対応する。

波面の方向（即ち、超音波の進行方向と同じ方向）における血流は、流速に比例して波面の速度を増加させ、これは、検出されたパルスのエンベロープの立ち上がりエッジの第１部分（即ち、時間Ｔ２より前に受信されたパルスの部分）がエンベロープの主要部分に先行する時間量が、波面の方向における血流の速度及び量に比例することを意味する。Ｔ２は心周期に影響されないが、血流（従って、Ｔ１）は心周期に基づき変化するので、検出されたパルスエンベロープの立ち上がりエッジは、各心拍とともにメインピークに対して変形する。

ピーク流速は、Ｔ１とＴ２との間の完全な心周期にわたる最大差に対応する。このピーク流速におけるビート間の変動は、対象の血液量状態を反映する。大きな変動は、ハイポボレミア（血液量減少）を示し、小さな変動は、ハイパーボレミア（流体過負荷）又は高血圧を示す。これらの変動をモニタリングすることは、高血圧患者及び妊婦の家庭でのモニタリングに特に有用である（例えば、過剰な塩摂取は、循環量及びビート・トゥ・ビートの血行力学的変動を増加させるが、利尿薬は、循環量及びビート・トゥ・ビート血行力学変動性を減少させるからである）。

従って、到着する最も早い超音波により受信機に到達するのに要する時間と、超音波パルスの主要部分により受信機に到達するのに要する時間との差（これは、受信機における到着時間の差に等しい。なぜなら、伝達経路は非常に類似しているからである）は、血管における血流により引き起こされ、この血液の流速の時間変化する信号を得るために使用されることができる。

検出された超音波パルスの異なる部分の到着時間（例えば、Ｔ１及びＴ２）を決定するのに、例えばコントローラ１０の処理ユニットにより、様々な技術が使用され得る。いくつかの実施形態では、第１の部分の到着時間Ｔ１は、信号エンベロープが第１の所定の閾値振幅を超えて上昇する時間として規定され、主要部分の到着時間Ｔ２は、信号エンベロープが第２の所定の閾値振幅を超えて上昇する時間として規定される。いくつかの斯かる実施形態では、第１の所定の閾値振幅は、ピークエンベロープ振幅の第１のパーセンテージに対応し、第２の所定の閾値振幅は、ピークエンベロープ振幅の第２のより大きなパーセンテージに対応する。いくつかの実施形態では、第１のパーセンテージは１〜１０％の範囲内にある。いくつかの実施形態では、第２のパーセンテージは５０〜１００％の範囲内にある。いくつかの実施形態では、Ｔ１及びＴ２は、例えば、コンスタントフラクションディスクリミネータ、形状フィッティング、又はモデルパラメータフィッティングに基づく技術を使用して決定される。

所与のパルスが放出された時間は既知であることができるので、例えば、コントローラ１０が制御信号を送信して、送信機１２がパルスを放出することをもたらす時間とすることができ、これはコントローラ１０により記録され得るので、パルスの第１の部分の飛行時間（ＴｏＦ１）及びパルスの主要部分の飛行時間（ＴｏＦ２）は、Ｔ１及びＴ２から計算されることができる（即ち、ＴｏＦ１＝Ｔ１−Ｔ０及びＴｏＦ２＝Ｔ２−Ｔ０を使用する。Ｔ０は、パルスが放出された時間である）。送信機１２と受信機１６との間の血管における血流の速度は、以下のようにしてＴｏＦ１及びＴｏＦ２から決定されることができる。送信機１２と受信機１６との間の超音波経路が長さＬを持ち、静止した血液又は組織を通る既知の速度ｃ（約１５４０ｍ／ｓ）で音が移動する場合、超音波パルスの主要部分の飛行時間ＴｏＦ２は

に対応する。音の方向に速度ｖで流れる血液を通過した超音波の場合、飛行時間ＴｏＦ１はわずかに短く、

により与えられる。Ｌは、式１を用いて、所与の対象について大まかに推定されることができ、これは、未知の血液速度ｖが

から計算されることを可能にする（ｖ＜＜ｃのために最後の近似が成り立つ）。しかしながら、以下の式

を用いて、経路長Ｌを知らずに、ＴｏＦ１とＴｏＦ２に基づき未知の血流速度ｖを直接得る方がしばしば、より便利で正確である。どちらの場合も、実際の血液の速度は、計算された値よりもわずかに高くなる。なぜなら、音が流れる血流に達する前に皮膚と組織を通過するからである。いくつかの実施形態では、固定された補正係数がこの効果を補償するために使用される。いくつかの斯かる実施形態では、補正係数は、対象のサイズ及び／又はＬの推定値に基づき決定される。

図３は、対象の血管を流れる血液の流速を測定する方法を示す。この方法は、コントローラ１０により（例えば、コントローラ１０の処理ユニットにより）完全に実現されることができる。代替的に、コントローラ１０は、受け取った測定信号を処理して流速値を生成するのに適したコントローラを有し図３に示される方法のステップ３０３−３０７を実現する別のデバイス（例えばスマートフォン、ラップトップコンピュータ、デスクトップコンピュータ又は他の処理デバイス）に受信した測定信号を送信することができる。

第１のステップ３０１では、超音波パルスが送信機、例えば送信機１２から放出される。いくつかの実施形態では、超音波パルスを発することは、コントローラ（例えばコントローラ１０）が制御信号を送信機に送ることを有する。いくつかの実施形態では、超音波パルスは、以前に放出された超音波パルスの放出後、所定の時間放出される。いくつかの実施形態では、所定の時間は、０.１ｍｓから０.１ｓの範囲内にある。超音波パルスは、送信機１２に関連して上述した特徴のいずれか又はすべてを持つことができる。

送信機は、対象の体の第１の位置に配置される。第１の位置は、血液流速を測定することが望まれる、対象の主要な血管の近くにある。好ましくは、血管は動脈、例えば下行大動脈である。例えば、下行大動脈における血流速度を測定することが望まれる場合、適切な第１の位置は、首、左肩、口又は食道を含む。第１の位置は好ましくは、血管に解剖学的に可能な限り近い。送信機は、例えばストラップ、接着剤といった任意の適切な固定機構を使用して第１の位置で対象に取り付けられることができ、又は対象若しくは医療従事者により適所に保持されることができる。好ましい実施形態では、送信機は、広角送信機であり、その結果、送信機は、受信機に正確に向けられる必要はない。

第２のステップ３０２において、例えばコントローラ１０により、超音波受信機（例えば、受信機１６）から測定信号が受信される。測定信号は、ステップ３０１において放出された超音波パルスの受信機による検出に対応する。いくつかの実施形態では、測定信号は振幅値の時系列を含む。

受信機は、対象の体の第２の位置に配置される。第２の位置は、血流を測定することが望まれる血管が送信機と受信機との間にあるよう選択される。広角送信機及び広角受信機が使用される実施形態では、血管は、送信機と受信機との間の視線上に正確にある必要はない。第２の位置は、第１の位置で送信機により放出され、続いて受信機により検出される超音波の少なくとも一部が、血管を通過したとき血管における血液の流れと同じ方向に移動している（即ち、第２の位置は、血管における主な血流に対して、第１の位置から下流にある）よう選択される。例えば、下行大動脈における血流速度を測定することが望まれる場合、適切な第２の位置は、対象の背中に、好ましくは胸郭の下及び脊柱の外に見出され得る。第２の位置は好ましくは、血管に解剖学的に可能な限り近い。好ましくは、第１の場所と第２の場所との間の分離は、できるだけ大きい。受信機は、例えばストラップ、接着剤といった任意の適切な固定機構を使用して第２の位置で対象に取り付けられることができ、又は対象若しくは医療従事者により適所に保持されることができる。好ましい実施形態では、受信機は広角受信機であり、その結果、受信機は、送信機に正確に向けられる必要はない。

ステップ３０３において、受信された測定信号に基づき、放出された超音波パルスの第１部分の受信機への到着時間（Ｔ１）が決定される。いくつかの実施形態では、第１の部分は、測定信号のエンベロープの立ち上がりエッジ（即ち、第１の立ち上がりエッジ）に対応する。いくつかの実施形態では、第１の部分は、受信機に最も早く到着する信号の部分に対応する。いくつかの実施形態では、第１の部分は、測定信号のエンベロープのメインピークに対応しない。いくつかの実施形態では、第１の部分及び／又はＴ１を規定する少なくとも１つの基準が、Ｔ１を決定する際に使用される。少なくとも１つの基準は例えば、この方法を実現するコントローラのメモリに格納されることができる。いくつかの実施形態では、Ｔ１は、信号エンベロープが第１の所定の閾値振幅を超えて上昇する時間として定義され、Ｔ１を決定することは、信号振幅が第１の所定の閾値を超える最も早い時間を決定することを有する。いくつかの斯かる実施形態では、第１の所定の閾値振幅は、ピークエンベロープ振幅の第１のパーセンテージに対応する。いくつかの実施形態では、第１のパーセンテージは１〜１０％の範囲内にある。いくつかの実施形態では、Ｔ１は、例えば、コンスタントフラクションディスクリミネータ、形状フィッティング、又はモデルパラメータフィッティングに基づく技術を使用して決定される。

ステップ３０４において、放出された超音波パルスの第２の部分の受信機への到着時間（Ｔ２）が、受信された測定信号に基づき同様に決定される。いくつかの実施形態では、第２の部分は、測定信号のエンベロープのメインピークを有する。いくつかの実施形態では、第２の部分は、メインピークの直前の受信信号のセクションを有する。いくつかの実施形態では、第２の部分及び／又はＴ２を規定する少なくとも１つの基準が、Ｔ２を決定する際に使用される。少なくとも１つの基準は例えば、この方法を実現するコントローラのメモリに格納されることができる。いくつかの実施形態では、Ｔ２は、信号エンベロープが第２の所定の閾値振幅を超えて上昇する時間として規定され、Ｔ２を決定することは、信号振幅が第２の所定の閾値を超える最も早い時間を決定することを有する。いくつかの斯かる実施形態では、第２の所定の閾値振幅は、第１の所定の閾値振幅よりも大きなピークエンベロープ振幅のパーセンテージに対応する。いくつかの実施形態では、第２のパーセンテージは５０〜１００％の範囲内にある。いくつかの実施形態では、Ｔ２は、例えば、コンスタントフラクションディスクリミネータ、形状フィッティング、又はモデルパラメータフィッティングに基づく技術を使用して決定される。

次に、ステップ３０５において、第１の場所と第２の場所との間に（即ち、送信機と受信機との間に）位置する血管における血液の流速が、例えばコントローラ１０により計算される。流速を導出するため上述した技術のいずれかが、ステップ３０５の実行に使用されることができる。

いくつかの実施形態では、この方法は、計算された血流速度に基づき、対象の一回拍出量及び／又は心拍出量を計算する追加的なオプションのステップ３０６を含む。まず、時間依存速度値は、

を用いて血流値へと変換される。ここで、Ｆは、血流であり、ｆは、速度プロファイルを補正する固定定数であり（即ち、一般に、血管の断面の中心における血液速度が血管壁の近くの血液速度よりも高いという事実）、血管の初期分岐を流れる血液の割合であり、Ｄは、血管の直径である。定数ｆは、例えば異なる方法論を使用して心拍出量若しくは一回拍出量を測定することにより実験的に決定されることができるか、又は速度プロファイルが分かっている場合に計算されることができる。ｆの値は、すべての対象にとって非常に類似すると予想され、及び従って対象ごとに決定される必要はない。Ｄは、（例えば、超音波、ＭＲＩ又はＣＴを用いて得られた）血管の１回画像から測定されることができ、又は対象の年齢、体重及び／若しくは身長に基づき推定されることができる。

次いで、流れＦは、単一心拍（一回拍出量について）又は１分（心拍出量について）にわたる時間の関数としてＦを積分することにより、一回拍出量又は心拍出量に変換されることができる。しかしながら、一回拍出量又は心拍出量の計算を必要としない様々な臨床用途が想定される。血液速度は流れに直接比例するので、計算された速度値は、速度信号が（例えば、カテーテルを用いて得られる）１回の心臓測定に対して較正されることができる状況で直接使用されることができる。計算された速度値は、傾向を追跡するため、又は流体チャレンジに対する対象の相対的応答を測定するためにも使用され得る。流体チャレンジは、例えば対象の脚を上げる、又は有意な量の生理食塩水の静脈内注入を対象に与えるといった、対象の流体応答を決定することができる試験を有する。

いくつかの実施形態では、この方法は、連続的に実行され、その結果超音波パルスが規則的な間隔で放出され、血流速度値が各放出パルスに対して計算される。斯かる実施形態では、パルスは、１０Ｈｚ〜１０ｋＨｚの範囲の周波数で放出されることができる。好ましくは、パルスの繰り返し周波数は、心周期によりもたらされる血流速度の変動が追跡されることを可能にするよう十分なほど高い。この方法が複数の心周期にわたって連続的に実行される実施形態では、出力は、血流速度値の時系列、言い換えると速度信号（又は、ステップ３０６が実行される場合、一回拍出量又は心拍出量信号）を有する。有利なことに、これは、ビート間の変動（例えば、ピーク血流速度又は一回拍出量の変動）が検出及び追跡されることを可能にする。斯かる変動の大きさは、上述したように、複数の臨床状態に関連する。

いくつかの斯かる実施形態では、速度信号が処理される。いくつかの実施形態では、この処理は、例えばバンドパスフィルタを用いて速度信号をフィルタリングすることを有する。例えば、バンドパスフィルタを用いて対象の心拍リズムに同期した変動をフィルタリングすることが、ノイズ及び身体運動により生じる変動から血流情報を区別することを容易にする。いくつかの実施形態では、例えば心電図（ＥＣＧ）又はフォトプレチスモグラフ（ＰＰＧ）といった独立した心拍検出器からのデータが、フィルタリングを対象の心拍に同期させるのに使用される。いくつかの実施形態では、ＥＣＧ及び／又はＰＰＧが送信機１２又は受信機１６に一体化される。好ましくは、対象の心拍リズムに同期する変動のフィルタリングは、複数の心周期をカバーする信号に対して実行される。

いくつかの実施形態では、速度信号の処理は、モデルに、例えば心臓流量信号のモデルに速度信号を適合させることを有する。いくつかの斯かる実施形態では、この適合は、速度信号の形状をモデルに適合させることを有する。いくつかの斯かる実施形態では、この適合は、速度信号の周波数をモデルに適合させることを有する。受信された測定信号をモデルに適合させることは、ノイズキャンセレーションを容易にし、結果として、受信信号の信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を改善することができる。ノイズ低減に使用する心臓流量信号のモデルは、速度信号において、サイクルのゼロ流量モーメント（即ち、流量がゼロ又はほぼゼロのときの心拍間の短い期間）を検出することにより推定されることができる。

いくつかの実施形態では、速度信号を処理することは、身体姿勢情報に基づきフィルタ又は補正係数を速度信号に適用することを有する。斯かる身体姿勢情報は、例えば、１つ又は複数の加速度計を用いて取得されることができる。いくつかの実施形態では、加速度計が、送信機及び／又は受信機に一体化される。動脈血流は重力の影響を受け、そこで、体の姿勢に対して速度信号を補正することは、重力効果から生じるアーチファクトを除くことができる。好ましくは、姿勢に関連するアーチファクトの低減／除去は、複数の心周期をカバーする速度信号に対して実行される。

ステップ３０６が実行される実施形態では、一回拍出量信号又は心拍出量信号は、速度信号に関して上述したものと同様の技術を用いて処理されてもよい。

有用な情報は、逆方向における血流速度を測定することにより得られることができる。例えば、第２の位置に配置された送信機と第１の位置に配置された受信機とを用いた測定が行われる。従って、いくつかの実施形態では、図３の方法は、更なる超音波パルスを第２の位置で超音波送信機から放出させるステップと、上記第１の位置で超音波受信機から更なる測定信号を受信するステップであって、上記受信された更なる信号が、放出された更なる超音波パルスの受信機による検出に対応する、ステップと、受信された更なる測定信号に基づき、放出された更なる超音波パルスの第１の部分の第１の位置における受信機での到着時間Ｔｆ１を決定するステップと、上記受信された更なる測定信号に基づき、上記放出された更なる超音波パルスの第２の部分の上記第１の位置における受信機での到着時間Ｔｆ２を決定するステップと、上記第１の位置と上記第２の位置との間に位置する血管における血液の更なる流速をＴｆ１とＴｆ２とを用いて計算するステップであって、更なる流速が、計算された流速とは反対の方向に流れる血液のものである、ステップという追加のステップ（図示せず）を含む。例えば、ステップ３０１〜３０５において、下行大動脈における下向き血流速度が決定される場合、上述のように逆方向における測定を行うことは、大動脈内又はこの付近で上に流れる血液（即ち、下大静脈における血液及び下行大動脈における逆流する血液）に関する流速情報を生み出す。

いくつかの実施形態では、図３の方法を実行する前に較正プロセスが実行される。いくつかの斯かる実施形態では、送信機の１つ又は複数のパラメータが所定の範囲で調整され、一方受信される信号の１つ又は複数の属性（例えば、振幅、信号対ノイズ比など）が測定される。次に、最良の信号属性をもたらすパラメータ又はパラメータの組み合わせが、送信機の動作パラメータであるよう選択される。パラメータは、例えば、位置、角度、ビーム方向、ビーム焦点などを有することができる。送信機が電子ビーム操縦機能及び／又は電子フォーカシング機能を含む実施形態では、較正プロセス中に送信機のパラメータを変更するのに、斯かる機能が使用されることができる。同等のプロセスが受信機に関して実行されることができる。送信機及び／又は受信機は、送信機及び受信機が対象に配置されるたびに較正されてもよい。いくつかの実施形態（即ち、送信機及び受信機の少なくとも１つが電子ビーム操縦及び／又はフォーカシング能力を持つ実施形態）では、較正プロセスは、自動的に実行される。例えばそれはコントローラ１０により実現される。

従って、本発明の実施形態は、ビート間の大動脈又は動脈の血流速度及びその変動性を測定するための低コストで非侵襲的な方法を提供する。斯かる測定は、対象の流体ボリューム状態及び流体応答性を評価するために使用されることができ、更に血行力学的不安定性の早期警告を提供することができる。従って、本実施形態は、救急室、一般病棟、集中治療室及び手術室を含む様々な臨床設定において非常に有用であり得る。本発明の実施形態は、例えば、血液量減少症のリスクのある対象（例えば脱水により血液量減少症になることが多い高齢者）、妊娠中の女性及び／又は高血圧の対象の家庭内監視にも使用されることができる。

本発明が図面及び前述の説明において詳細に図示され及び説明されたが、斯かる図示及び説明は、説明的又は例示的であると考えられ、本発明を限定するものではない。本発明は、開示された実施形態に限定されるものではない。

図面、開示及び添付された請求項の研究から、開示された実施形態に対する他の変形が、請求項に記載の本発明を実施する当業者により理解及び実行されることができる。請求項において、単語「有する」は他の要素又はステップを除外するものではなく、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は複数性を除外するものではない。単一のプロセッサ又は他のユニットが、請求項に記載される複数のアイテムの機能を満たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属項に記載されるという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを意味するものではない。コンピュータープログラムは、他のハードウェアと共に又はその一部として供給される光学的記憶媒体又は固体媒体といった適切な媒体において格納／配布されることができるが、インターネット又は他の有線若しくは無線通信システムを介してといった他の形式で配布されることもできる。請求項における任意の参照符号は、発明の範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (15)

1. 対象の血管を流れる血液の流速を測定する装置であって、
   対象の体の第１の位置に配置され、超音波パルスを放出する超音波送信機と、
   前記対象の体の第２の位置に配置され、前記送信機により放出された超音波パルスを検出する超音波受信機と、
   前記送信機及び前記受信機と通信するコントローラとを有し、前記コントローラが、
   超音波パルスが前記送信機により放出されることをもたらし、
   検出された超音波パルスに対応する前記受信機からの測定信号を受信し、
   前記受信された測定信号に基づき、前記放出された超音波パルスの第１の部分の前記受信機への到達時間Ｔ１を決定し、
   前記受信された測定信号に基づき、前記放出された超音波パルスの第２の部分の前記受信機への到達時間Ｔ２を決定し、及び
   前記第１の位置と前記第２の位置との間に位置する血管における血液の流速をＴ１及びＴ２を用いて算出する、装置。
2. 前記放出された超音波パルスの第１の部分が、前記受信される測定信号のエンベロープの第１の立ち上がりエッジの少なくとも一部に対応し、前記放出された超音波パルスの第２の部分は、前記エンベロープのメインピークの少なくとも一部に対応する、請求項１に記載の装置。
3. Ｔ１を決定することが、前記受信される測定信号のエンベロープが第１の所定の閾値振幅に等しい最も早い時間を決定することを有し、Ｔ２を決定することは、前記エンベロープが第２の所定の閾値振幅に等しい最も早い時間を決定することを有する、請求項１又は２に記載の装置。
4. 第１の所定の閾値振幅が、前記受信される測定信号の最大振幅の第１のパーセンテージに対応し、第２の所定の閾値振幅は、前記最大振幅の第２のより大きなパーセンテージに対応する、請求項３に記載の装置。
5. 前記流速が、
   

   

   から計算され、ＴｏＦ１は、前記放出された超音波パルスの前記第１の部分の飛行時間であって、
   

   

   により与えられ、ＴｏＦ２が、前記放出された超音波パルスの第２の部分の飛行時間であって、
   

   

   により与えられ、Ｌは、前記送信機と前記受信機との間の超音波経路の長さであり、ｖが、流速であり、ｃは、軟組織における音速であるか、又は前記流速が、
   

   

   から計算される、請求項１乃至４のいずれかに記載の装置。
6. 前記コントローラが、
   前記送信機により規則的な間隔で超音波パルスが放出されることをもたらし、
   放出された各超音波パルスに関して、前記受信機から測定信号を受信し、Ｔ１及びＴ２を決定し、流速を計算し、及び
   前記算出された流速値に基づき時間依存流速信号を生成する、請求項１乃至５のいずれかに記載の装置。
7. 前記コントローラが更に、
   前記対象の心拍リズム信号を受信し、
   バンドパスフィルタを用いて前記流速信号をフィルタリングし、前記受信される心拍リズム信号に同期した変化を抽出する、請求項６に記載の装置。
8. 前記コントローラが更に、前記流速信号をモデルに適合させる、請求項６又は７に記載の装置。
9. 前記コントローラは更に、
   前記対象に関する姿勢情報を受信し、
   前記受信される姿勢情報に基づき前記流速信号を補正する、請求項６乃至８のいずれかに記載の装置。
10. 前記コントローラが更に、前記算出された血流速度に基づき、前記対象の一回拍出量及び／又は心拍出量を算出する、請求項１乃至９のいずれかに記載の装置。
11. 前記送信機及び／又は前記受信機の１つ又は複数の動作パラメータが、前記コントローラにより自動的に調整可能であり、
    前記コントローラは更に、較正プロセスを実行し、前記較正プロセスが、
    前記送信機及び／又は前記受信機の１つ又は複数の動作パラメータを調整するステップと、
    前記受信機により検出される信号の１つ又は複数の属性を測定するステップと、
    前記測定された１つ又は複数の属性に基づき、前記１つ又は複数の動作パラメータのそれぞれに関する値を選択するステップとを有する、請求項１乃至１０のいずれかに記載の装置。
12. 前記送信機及び前記受信機の各々が、前記対象の皮膚に接着するための接着パッチに埋め込まれた回路を有する、請求項１乃至１１のいずれかに記載の装置。
13. 請求項１乃至１２のいずれかに記載の装置に関するコントローラであって、
    前記コントローラが、
    前記コントローラと超音波送信機との間、及び前記コントローラと超音波受信機との間の通信を可能にする通信インタフェースと、
    処理ユニットとを有し、前記処理ユニットが、
    前記超音波送信機に制御信号を出力し、前記超音波送信機が超音波パルスを放出することをもたらし、
    前記放出された超音波パルスの前記受信機による検出に対応する超音波受信機からの測定信号を受信し、
    前記受信される測定信号に基づき、前記放出された超音波パルスの第１の部分の受信機への到達時間Ｔ１を決定し、
    前記受信される信号に基づき、前記放出された超音波パルスの第２の部分の受信機への到達時間Ｔ２を決定し、及び
    Ｔ１とＴ２とを用いて、前記送信機と前記受信機との間に位置する血管における血液の流速を計算する、コントローラ。
14. 対象の血管を流れる血液の流速を測定する方法において、
    対象の体の第１の位置で超音波送信機から超音波パルスを放出するステップと、
    前記対象の体の第２の位置で超音波受信機から測定信号を受信するステップであって、前記受信される信号が、前記放出される超音波パルスの前記受信機による検出に対応する、ステップと、
    前記受信される測定信号に基づき、前記放出された超音波パルスの第１の部分の受信機への到達時間Ｔ１を決定するステップと、
    前記受信される測定信号に基づき、前記放出された超音波パルスの第２の部分の受信機への到達時間Ｔ２を決定するステップと、
    前記第１の位置と前記第２の位置との間に位置する血管における血液の流速をＴ１とＴ２とを用いて算出するステップとを有する、方法。
15. 前記血管が、下行大動脈を有する、請求項１４に記載の方法。

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