JP2003500148A

JP2003500148A - 無加圧帯式連続血圧監視装置

Info

Publication number: JP2003500148A
Application number: JP2000620866A
Authority: JP
Inventors: ヤン、ブー−ホ; ツァング、イー; アサダ、ハルヒコ・エイチ
Original assignee: Massachusetts Institute of Technology
Current assignee: Massachusetts Institute of Technology
Priority date: 1999-06-01
Filing date: 2000-06-01
Publication date: 2003-01-07
Anticipated expiration: 2020-06-01
Also published as: WO2000072750A1; JP4571317B2; US6413223B1

Abstract

(57)【要約】進歩した心血管診断のための動脈血圧の非侵襲的連続監視用装置である。現在の非侵襲的連続血圧測定装置は機械的に侵入的であり、従って、長期歩行監視用には用いられ得ない。この新しい研究手段は、動脈血液流の動的性質を監視するために指式光体積計および電気インピーダンス光体積計（ＥＩＰ）のような簡単な非侵襲的監視装置を要するに過ぎない。この研究手段では、動脈区分上のこれらの非侵襲的センサからの測定された信号が導出されて状態空間表示に変換される。モデル化では、センサが配置される動脈区分用の正確な血流力学モデルが導出され、全動脈流を表すために上流および下流動脈流の比較的単純化されたモデルと結合される。次いで、モデルに基づいてカルマンフィルタが設計され、たとえシステムの観察可能性条件が満たされ得なくても、動脈区分の全血圧を表すような内部変数が測定値に基づいて推定され得ることが立証される。シミュレーションの結果は、本研究手段ではたとえノイズのあるセンサ信号からでも動脈血圧の正確な推定値が実時間で発生され得ることを示す。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】

本発明は患者の血圧を監視する装置及び方法、特に患者の指で連続的に測定され
る測定値から血圧を得る装置及び方法に関する。

【０００２】

【発明の背景】

非侵襲的歩行血圧監視は、現在収縮期及び拡張期血圧の間隔を置いた単純な測
定に限られている。しかし、血圧の連続波形は肘前の日常の圧力測定から得るの
が困難な患者の心臓血管状態につきより有用な情報を与え得ることが臨床医には
知られている。例えば、収縮期の初めにおける圧力上昇率は心臓収縮の強さを示
し、一方拡張期の終わり間の圧力減退率は末梢血管抵抗の測定値として用いられ
得る。実際に、心臓血管システムのコンピュータモデルを用いることによって動
脈圧力波形から左心室及び循環パラメータを推定するために多くの数値アルゴリ
ズムが開発されて来ている。即ち、J. W. Clark他の「左心臓及び系統的循環モ
デルのパラメータ決定のための２段階識別機構」（IEEE Trans. on Biomed.Eng.
, Vol. 27, pp. 2-29, Jan., 1980）、W. Welkowitz, Qi 及び J. Kostisの「心
臓出力の非浸襲的推定」（IEEE Trans. on Biomed. Eng., Vol. 38, pp. 1100-1
105, Nov., 1991）、M. Guarini, J. Urzua, A. Cipriano, 及び W. Gonzalezの
「動脈圧力波形のコンピュータ分析からの心臓機能推定」（IEEE Trans. on Bio
med. Eng., Vol. 45, pp. 1420-1428, Dec., 1998）及びE. T. Ozawaの「血流力
学状態の臨床評価用心臓血管系数値モデル」（Ph.D. Thesis, Dept. of Health
Science 及び Technology,MIT, Sep., 1996）に記載されている。心臓病が現代
社会における死の最大原因であることを考慮すると、そのような圧力波形の非侵
襲的長期連続監視は、病院のみならず家庭における健康管理の著しい改良をもた
らすことは明らかであろう。

【０００３】動脈圧力波形の連続監視に関してはいくつかの装置が開発されているが、これ
らのものは依然として侵襲的であるか又は機械的に侵入的であり、長期間使用の
ための設計ではない。例えば、G. Pressman 及び P. Newgardの「動脈血圧の連
続的外部測定用変換器（トランスデューサ）」（IEEE Trans. on Biomed. Eng.,
Vol. 10, pp. 73-81, 1961）に記載されているように、Pressman及びNewgardは
血圧計（トノメータ）で用いられる共面測定原理を用いることによって瞬間血圧
を連続的に測定する非侵襲的方法を開発した。「動脈トノメータ」と呼ばれるこ
の方法では、骨に対して動脈を押し付けるために非侵襲的に外部圧力を加えるこ
とによって動脈が平坦にされる。動脈壁の周辺張力が消失するので、平坦化され
た形状を保つために加えられた圧力は動脈血圧を示す。圧力を読取るために一連
の圧電変換器が用いられる。一方Penazは、同氏の「指の血圧、体積及び流れの
光電測定」（Digest of the 10-th Int. Conf. on Medical and Biolog. Eng.,
1973）に記載されているように、無荷重血管壁の原理に基づいて新しい非侵襲的
連続血圧測定を提案した。この方法では、動脈の圧力と等しい圧力になるまでカ
フ（カフス状構造体）が膨張され、光体積計（記録器）を用いて動脈のサイズを
監視するサーボ制御システムによってカフ圧力が連続的に調節される。この方法
は、K. H. Wesslingの「Penaz方法による非侵襲的連続較正済み血圧」（Blood P
ressure Measurement and Systemic Hypertension, pp. 163-175, Medical Worl
d Press）に記載されているようにWesslingによってさらに開発され、「FINAPRE
S」として首尾よく市販されている。Yamayoshi及びそのグループもまた、C. Tas
e 及び A. Okuakiの「非侵襲的連続血圧測定−FINAPRESの臨床的応用」（Japane
se J. of Clinical Monitor, Vol. 1, pp.61-68, 1990）及びK. Yamakoshi, H.
Shimazu 及び T. Togawaの「血管無荷重技術による人の指の瞬間動脈血圧間接測
定」（IEEE Trans. on Biomed, Eng., Vol. 27, pp. 150-155,1980）に記載され
ているように、血管無荷重技術を用いることによって同様な装置を独自に開発し
た。しかし、これらの装置の主要な欠点は、センサープローブ（探針）の窮屈な
拘束及び機械的侵入性並びに結果的に生じる患者の不快感である。上述の通りこ
れらの方法は、患者の皮膚表面上に一定の連続的外圧を必要とし、A. Kawarada,
H. Shimizu, H. Ito 及びK. Yamakoshiの「体積補償方法による人指の間接的鼓
動間動脈圧の歩行監視」（Med Biol Eng Comput, Vol. 34, pp. 550-62. Jan. 1
991）に記載されているように、それは血管痙攣及び抹消動脈の血圧低下を生じ
させ得る。長期歩行血圧監視のためには、非侵襲的かつ非侵入的連続測定用の新
しい方法が望ましい。

【０００４】

【課題を解決するための手段】

本発明の一面によると、患者の血圧を監視するシステムは、患者の指に近接し
て設けられる、患者の特定された動脈の第1位置で動脈径の変化値を与える第１
光体積計を用いる。第２光体積計は、患者の該指に近接すると共に該第１光体積
計からはずして設けられ、患者の特定された動脈の第２位置で動脈径の変化値を
与える。電気インピーダンス体積計は、該患者の指と電気的に接触し、特定され
た第１及び第２位置間動脈区分の電気インピーダンスの測定値を与える。制御装
置は、該特定された動脈の該第１及び第２位置での動脈径の変化値及び動脈区分
の該電気インピーダンス変化値に基づいて該患者の血圧測定値を得る。

【０００５】さらなる関連実施形態では、該第1光体積計は該患者の指リングに着けられる
。他の関連実施形態では、該第1光体積計は該患者の指リングの第1帯に着けられ
、該第２光体積計は該患者の指リングの第２帯に着けられる。ある実施形態では
、伝達器は患者の該血圧測定値を遠隔位置に伝達する。

【０００６】他の実施形態では、患者の血圧をる監視システムは該患者の単一指に着けられ
る第１及び第２帯を有する監視装置を用いる。同監視装置は、該第１帯に配置さ
れる、該患者の第１動脈径に基づいて第１信号を与える第１光体積計と、該第２
帯に配置される、該患者の第２動脈径に基づいて第２信号を与える第２光体積計
と、該第１及び第２帯に設けられる、該患者の該動脈区分の電気インピーダンス
に基づいて第３信号を与える電気インピーダンス体積計とを含む。制御装置は、
該第１、第２及び第３信号を分析すると共に該患者の血圧値を決定する。

【０００７】本発明の他の実施形態によると、患者の血圧を監視する方法は該患者の動脈区
分の第1及び第２端での直径変化値の双方を入手する。該該患者の瞬間血圧を計
算するために、動脈流のモデルが動脈区分の該第１及び第２端及び該区分で得ら
れた該直径変化値に用いられる。関連する実施形態では、動脈区分の該第１端で
の直径変化値を得る段階は第１光体積計の信号を受信することを含む。他の関連
実施形態では、動脈区分の該第２端での直径変化値を得る段階は第２光体積計の
信号を受信することを含む。ある実施形態では、内部状態変数を推定するカルマ
ンフィルタが用いられる。

【０００８】

【実施形態】

カフの使用を要しない、拍動する動脈血圧の非侵襲・侵入的な連続測定への新
しい研究手段につき記載する。本発明の実施形態によると、多数の供給源及びセ
ンサによって収集される情報は、考慮下にある現象につき改良された洞察（病識
）を与えるために併合される。センサ融合の使用は、血液流の数学モデルを有す
る光体積計（記録器）及び生体電気インピーダンス体積計のような非侵襲・侵入
的センサからの同時的測定値を統合することによって動脈血圧を間接的に推定す
るために用いられる。

【０００９】本発明は、参照により本明細書に含められる、米国特許第5,964,701号に記載
されるような指センサに関連して用いられ得る。

【００１０】この接近手段では、センサ融合計画のためにカルマンフィルタが用いられる。
カルマンフィルタは、プロセスノイズ及びセンサノイズに関して最適な標準状態
推定器又は観察器であり、多くの非線形拡張部分が開発されており、また、R.G.
Brown 及び P. Y.Z. Hwangの「無作為信号及び応用カルマン濾波概論」（John
Wiley 及び Son, 1997、参照により本明細書に含まれる）に記載されているよう
に当業者には周知である。望ましい実施形態によると、数学血流力学モデルから
状態空間方程式が導出され、非侵襲・侵入センサからの信号に基づいて血圧のよ
うな内部状態変数を推定するためにカルマンフィルタが用いられる。図１はこの
接近手段の図式を示す。

【００１１】さらに、望ましい実施形態によると、円形部分を有する等方性、非圧縮性材料
からなる、直線で囲まれた粘弾性の厚いシェル形状の、非圧縮性、軸方向対称の
ニュートン流体として動脈血流の２次元数学モデルが導出される。モデル化方法
は小さいデジタル動脈区分に用いられ、それから光体積計および生物電気インピ
ーダンス体積計のようなセンサ信号が得られる。それでは、全動脈流を表すため
に末梢動脈区分の血流力学モデルは近位境界としてまた毛細血管は遠位境界とし
て心臓まで拡張される。一般的に想定される心臓出力のパターンは、システム入
力として用いられる。高次のモデル化を避けるために、上流が３次元ウインドケ
ッセルモデルとしてモデル化され、下流が単純インピーダンスモデルとしてモデ
ル化される。最後に、カルマンフィルタは拡張されたモデルに基づいて設計され
る。元の局部動脈区分が正確にモデル化されかつ出力信号が該区分から測定され
るので、入力の単純化および上流・下流血液流のモデル化をもってしてさえもカ
ルマンフィルタで局部動脈血圧を正確に推定できることが期待される。

【００１２】動脈血流力学の状態空間モデル化数学血流力学モデルは動脈管及び末梢動脈区分の血流の複雑な作用に関して用
いられ、血圧のような内部変数はシミュレートされた出力を有する区分からのセ
ンサー示数（記録）を比較することによって推定される。従って、局部モデルの
精度及び信頼性が基本的問題である。J. C. Stettler, P. Niederer 及び M. An
likerの「分岐の影響を含む動脈血流力学の理論的分析」（Annals of Biomed. E
ng., Vol. 9, pp. 145-164, 1981）及びG. A. Johnson, H. S. Borovetz及びJ.
L. Andersonの「均一変形可能な容器内の拍動流のモデル」（J. of Biomechanic
s, Vol. 25, pp. 91-100, 1992）に記載されているように、拍動血流の２次元非
線形作用（性質）の研究のために多くの血流力学モデルが開発されている。E. B
elardinelli及びS. Cavalcantiの「先細り粘弾性容器内の血液運動の新2次元モ
デル」（Comput.Biol. Med., Vol. 21, pp. 1-13, 1991）及び E. Belardinelli
及びS. Cavalcantiの「動脈容器内の圧力パルス伝播の理論的分析」（J. of Bio
mechanics, Vol. 25, pp. 1337-1349, 1992）に記載されているように Belardin
elli及びCavalcantiによって開発された数学枠組（構成）が用いられ、それは変
形可能な先細り管内のニュートン粘性流体の2次元非線形流れを記載している。B
elardinelli及びCavalcantiの文献は引用により本明細書に含まれる。上流及び
下流動脈流は拡張されたウインドケッセルモデルとして表わされ、全動脈流を構
成するために局部区分の上記非線形モデルと結合される。

【００１３】局部動脈流モデル動脈流の数学モデルデジタル動脈のような小さい動脈の小区分（距離L）が図２に示される。動脈
容器は、円形部分を有する、縦方向の運動がない等方性で非圧縮性材料からなる
、直線で囲まれた変形可能な厚いシェルと仮定される。血液は非圧縮性のニュー
トン流体であり、流れは軸方向で対称である。２次元のナヴィールストークス（
Navier-Stokes）方程式と、円柱座標（ｒ，θ，ｚ）のニュートンおよび非圧縮
性流体に対する連続の方程式とは以下の通りである。

【００１４】

【式１】ここでＰは圧力、ρは密度、ｖは動粘性率であり、ｕ＝ｕ（ｒ，ｚ，ｔ）および
ｗ＝ｗ（ｒ，ｚ，ｔ）は図２に示すように、それぞれ軸（ｚ）および半径（ｒ）
方向の構成要素を示す。Ｒ（ｚ，ｔ）が容器の内径を示すとすれば、下式は新し
い変数を定める。

【００１５】

【式２】圧力Ｐは断面内では一定と想定され、従って、Ｐは半径座標ηに依存しない。即
ち、Ｐ＝Ｐ（ｚ，ｔ）である。上記各式は、新しい座標（η，θ，ｚ）で以下の
ように書き換えられる。

【００１６】

【式３】ここで以下の関係が想定され得る。

【００１７】

【式４】 η軸の上記方程式に対する境界条件は以下の通りである。

【００１８】

【式５】 E. BelardinelliおよびS. Cavalcantiによって記載されているこの血流力学モデ
ル化の基本的認識は、軸方向の速度曲線は以下の多項式の形で表し得ると仮定す
ることである。

【００１９】

【式６】半径方向の速度曲線も同様に下式で表される。

【００２０】

【式７】簡単のために、Ｎ＝１として下式が得られる。

【００２１】

【式８】式（１１）および（１２）を式（５）および（７）に代入することによって、ｑ
（ｚ，ｔ）およびＲ（ｚ，ｔ）の下記動方程式が得られる。

【００２２】

【式９】上記方程式の完全な誘導はE. BelardinelliおよびS. Cavalcantiによって記載さ
れている。断面領域Ｓ（ｚ，ｔ）および血液流Ｑ（ｚ，ｔ）下式のように限定さ
れ得る。

【００２３】

【式１０】次いで、式（１３）および（１４）はＱおよびＳに関して以下のように書き換え
られ得る。

【００２４】

【式１１】

【００２５】動脈壁の粘弾性モデル動脈血液流の血流力学を理解するために、動脈壁の粘弾性性質（作用）のモデ
ル化が肝要である。図３に示すように、σ_θおよびσ_ｔをそれぞれ周辺ストレス
および正接ストレスとしよう。動脈壁および外部圧力の慣性無視すると、血圧と
の平衡は下式で与えられる。

【００２６】

【式１２】ここでＲ（ｚ，ｔ）およびｅは、それぞれ動脈管の半径および動脈壁の厚さであ
る。血管の幾何学的適合（両立）性から以下のような応力変形式が得られる。

【００２７】

【式１３】ここでε_θおよびε_ｔは、それぞれ円周（周辺）および正接変形であり、定数Ｒ _０はＰ（ｚ，ｔ）＝０のときの動脈半径であり、系は定常状態にある。動脈壁の
粘弾性特性を記述するのに最も広く用いられるモデルはケルビンヴォイト（Kelv
in-Voigt）モデルであり、そこでは応力・変形関係が下式で表される。

【００２８】

【式１４】上式ではＥは弾性率であり、ηは減衰係数である。式（１８）および（１９）に
Ｓ_０＝πＲ_０ ^２を代入し、第２および高次の項を消去することによって、動脈壁
の粘弾性構成法則を表す下式が得られる。

【００２９】

【式１５】

【００３０】離散化式（１５）、（１６）および（２０）で与えられる上記非線形偏微分方程式は
、有限差（差集合）方法を用いて状態方程式に変換される。先ず、動脈（長さＬ
）の区分は段サイズΔｚ=Ｌ/（Ｎ−１）のＮグリッドで均等に分割される。有限
差分グリッドのメッシュポイント（網の目点）はｊで表され、そこではｊ＝１，
２，．．．，Ｎ、Ｎ＞２である。もし動脈要素Δｚの長さが十分小さいならば、
各部分において、以下の有限差式で軸方向座標ｚに関して微分係数（導関数）を
近似させ得る。

【００３１】

【式１６】式（２０）で与えられる構成法則は粘弾性がメッシュポイントにおいてのみ適用
されるようにモデル化される。Ｎ＝４の場合の離散化の一例が図４に示される。
上記各方程式を用いて式（１５）および（１６）で与えられる血流（血行）力学
モデルは下式のように離散化され得る。

【００３２】

【式１７】血流（血行）力学モデル離散化を完成させるために動脈区分の近位（Ｐ_１，Ｑ_０）および遠位（Ｐ_Ｎ，Ｑ_Ｎ）端における境界状態が適切に限定されなければなら
ない。

【００３３】上流血液流上流力学では近位境界（Ｐ_１，Ｑ_０）を心臓まで拡張させ、一般的に想定され
る心臓出力パターンが系への入力として用いられ得るようにさせる。簡単のため
に、上流力学を述べるために総括されたモデルが用いられる。この領域では多く
の研究がなされている。望ましい実施形態によると、G. Landesの「循環システ
ム用電気類比切替回路の研究」（Z. Biol., 101:410, 1943）に記載されている
ように、４要素改変型ウインドケッセル（Windkessel）モデルが用いられる。こ
のモデルは、K. P Clarkの「血圧パルスの形状からの新情報抽出」（Master’s
thesis, Massachusetts of Technology, Cambridge, Ma, 1991）に記載されてい
るように、多くの研究者によって動脈圧力波形分析に採用されて来ている。

【００３４】図５は改変されたウインドケッセルモデルを示す。大動脈および主要動脈が単
一弾性室（C_ｓ）としてモデル化され、それは収縮期中左心室から噴出される血
液を貯蔵する。この遠位容器は容量（C_ｐ）および抵抗（R_ｓ）要素としてモデル
化され、それを通して拡張期中血液が流出する。血液伝播の振動効果は有効質量
（I_ｓ）を導入することによって考慮される。上流の力学方程式は、Q_ｃを心臓出
力として以下のように導出される。

【００３５】

【式１８】ここでQ_０は、下式のように前節で導出された１^ｓｔ局部波節につき動脈壁の構
成法則から解かれ得る。

【００３６】

【式１９】

【００３７】下流血液流同様に、下流力学では遠位境界（Ｐ_Ｎ，Ｑ_Ｎ）を動脈端まで拡張させる。静脈
は、動脈血流力学に関しては貯蔵器として容易にモデル化され得る。静脈に近接
するデジタル動脈が監視されているので、なかんずく下流では無視できる。図６
に示すように、下流モデルを作るためにクラシックウインドケッセルモデルが用
いられ、そこではＣ_ｄは下流容器のコンプライアンスであり、Ｒ_ｃｄは特性抵抗
であり、Ｒ_ｐｄは周辺（末梢）抵抗であり、もし静脈力学に興味がないならばＰ _ｖは努力源である。下流の力学方程式は以下ように表し得る。

【００３８】

【式２０】ここでＱ_Ｎは、以下のようにＮ^ｔｈ波節に関する動脈壁の代数方程式および構成
法則から解き得る。

【００３９】

【式２１】

【００４０】全動脈モデル本節では、上記の局部動脈血流力学および上流・下流力学に対する各モデルが
系統的全動脈流を表すように統合される。全動脈モデルは、下式で限定されるよ
うに（２Ｎ＋３）の状態変数および２つの入力を有する。

【００４１】

【式２２】（１６）で与えられる連続性式および（２０）で与えられる動脈壁の構成法則か
ら、圧力Ｐ_ｉは上記状態変数によって次式で表され得る。

【００４２】

【式２３】動脈流血流力学の性質のさらなる分析のために、式（２２）および（２３）で与
えられる局部動脈区分の動モデルを下式のように線形化した。

【００４３】

【式２４】上流式（２４）−（２７）に対する力学方程式から、下流式（２８）−（２９）
および拡張されたモデルの状態空間式である局部動脈区分式（３２）−（３４）
は以下のフォーマットで記載され得る。

【００４４】

【式２５】ここでＡおよびＢは以下の式で与えられる。

【００４５】

【式２６】

【００４６】カルマンフィルタ設計カルマンフィルタは、限定された、ノイズのある系の測定値では直接測定不能
な未知の状態変数を推定するために一般的に用いられる。上記血流力学系に対し
てカルマンフィルタを公式化するためには、用いられる計器使用方法に基づいて
観察方程式が限定されなければならない。既に述べたように、カルマンフィルタ
の目的は単に末梢皮膚表面上の非侵襲および非侵入センサから血圧を連続的に推
定することである。望ましい実施形態によると、カルマンフィルタは電気インピ
ーダンス体積計（ＥＩＰ）、即ち、容積記録器（プレチスモグラフ）および２つ
の光体積計に基づいて設計される。

【００４７】光体積計は、動脈直径の変化を監視するために一対のＬＥＤおよび光検出器を
用いる。考慮中の動脈区分の両端をおおって光体積計が皮膚表面上につけられる
と想定せよ。それでは、２つの観察関数ｙ_１およびｙ_２は状態変数を用いること
によって単純に時間の関数として以下のように記述される。

【００４８】ｙ_１（ｔ）＝Ｓ_１（ｔ），ｙ_２（ｔ）＝Ｓ_Ｎ（ｔ）ＥＩＰは、電極によって囲まれた動脈区分の電気インピーダンスを測定するため
に４つの電極を用いる。ＥＩＰは動脈区分体積変化の絶対測定値を与える。従っ
て、電極が考慮中の動脈区分の両端に配置されることを想定すると、ＥＩＰｙ_３の出力は状態変数により次式で表される。

【００４９】ｙ_３（ｔ）＝Ｖ（ｔ）＝１/２Ｓ_１△ｚ＋（Ｓ_１＋・・・＋Ｓ_Ｎ−１）△ｚ＋１
/２Ｓ_Ｎ△ｚｙ（ｔ）＝［ｙ_１（ｔ），ｙ_２（ｔ），ｙ_３（ｔ）］^Ｔ、と限定すると、観察方
程式は最終的に下式で限定される。

【００５０】ｙ（ｔ）＝Ｃｘ（ｔ）ここではＣは下式で表される。

【００５１】

【式２７】プロセスノイズおよび測定ノイズが内在的に存在するので、２．４節で与えられ
る状態方程式は下記のように拡張されなければならない。

【００５２】

【式２８】ここでｙおよびｗは、それぞれ既知のスペクトル密度を有するホワイトノイズプ
ロセスｖおよびｗである。

【００５３】上記方程式を用いて状態変数ｘ（ｔ）は下記動方程式によって推定され得る。

【００５４】

【式２９】

【００５５】

【式３０】

【００５６】

【式３１】上記カルマンフィルタを設計する主要な問題は、式（３９）および（４０）で与
えられるシステム（系）が観察可能かどうかである。もしシステムが観察できな
いならば、全状態変数を推定するためにカルマンフィルタを構成することはでき
ない。次節で分かるように、上記システムは観察できない。しかし、次節で与え
られる観察可能性分析は、式（４５）で与えられる血圧がシステムの観察可能な
サブスペースから推定できることを立証するであろう。

【００５７】観察可能性分析観察可能性試験システムの観察可能性を試験するためには、W. S. Spectorの「生物データの
ハンドブック」（Philadelphia Pbulisher, 1956）に記載されているように多く
の規準がある。標準試験は、T. Kailathの「線形システム」（Prentice-Hall, N
J, 1980）に記載されているように「代数的制御可能性定理」である。

【００５８】ｎ次元のシステム（Ａ，Ｃ）は、もし、以下に示す観察可能性試験マトリック
スの階数（ランク）のみがｎと等しいならば観察可能である。

【００５９】Ｏ＝［Ｃ^Ｔ，Ａ^ＴＣ^Ｔ，・・・，（Ａ^Ｔ）^ｎ-１Ｃ^Ｔ］（４６）これは恐らくシステムの観察可能性を試験する最も容易な規準である。

【００６０】上記観察可能性試験は、式（３５）および（３８）で与えられる（２Ｎ＋３）
次元システムに用いられ、観察可能性マトリックスの階級は、Ｎ＝３又はＮ＞３
のとき４であった。それはシステムの次元より小さい。従って、システムは観察
不能でありかつカルマンフィルタのような状態推定器は全状態変数を再構成する
ことはできない。しかし、式（４５）で与えられる血圧は状態変数の一部から推
定することが可能であり、その部分は状態空間の観察可能サブスペースに存在す
ることが分かるであろう。即ち、血圧は前節で設計されたカルマンフィルタで観
察し得る一組の状態変数から推定され得る。この論議を立証するために全状態変
数は、観察可能なサブスペースおよび観察不能なサブスペースに分解される。

【００６１】観察可能・観察不能サブスペース分解状態空間分解には階段アルゴリズムが用いられる。ｒを式（４６）で与えられ
る観察可能性マトリックスの階級であるとすると、式（３５）および式（３８）
によって記載されたシステムに関して、下式のような減（脱）結合相似変換マト
リックスＴが存在する。

【００６２】

【式３２】即ち、状態方程式は観察可能サブスペースおよび観察不能サブスペースに分解す
ることが可能であり、ｒ次元観察可能サブスペースは［Ａ_０，Ｃ_０］によって表
される。Ｔは次式で表されると想定する。

【００６３】

【式３３】それでは、変換された状態変数ｚは，下式のように観察可能状態変数ｚ_０および
観察不能状態変数ｚ_ｕ０に分解される。

【００６４】

【式３４】従って、変換された一組の状態変数ｚ_０＝Ｔ_０ｘは、前節で設計されたカルマン
フィルタを用いる式（３８）で与えられる出力から観察され得る。

【００６５】観察可能サブスペースからの血圧推定血圧は、式（４５）により状態変数から計算され得る。この式は下記のような
ベクトル形式で表し得る。

【００６６】Ｐ_ｉ＝Ｇ_ｉｘ
（５０）ここでＧ_ｉは（２Ｎ＋３）ｘ１列ベクトルである。

【００６７】状態空間分析から、Ｇ＝ＨＴ_０のようなｒｘ１列のベクトルがあることが分か
る。従って、式（５０）の血圧は次式で表される。

【００６８】 P_ｉ＝Ｇ_ｉｘ＝ＨＴ_０ｘ＝ＨZ_０
（５１）即ち、血圧は観察可能変数Z_０から推定し得る。

【００６９】状態空間分解の上記分析では、動脈区分上の２つの光体積計センサおよび１つ
のEIPセンサはカルマンフィルタを用いて圧力波形を推定し得ることを示す。こ
れらの結果に基づいてカフなし動脈血圧監視装置が設計され得る。

【００７０】図７はセンサ構成を例示する。光体積計センサ１０およびEIPセンサ２０が２
つのバンド上に配置され、それが人の指に適合する。バイオテレメトリ（遠隔測
定データ）３０は無線で信号を送信し得る。

【００７１】シミュレーション研究手段を立証するために数値シミュレーションがなされて来た。血流力学プ
ロセスはMATLABを用いてPC上でなされ、血圧推定用のカルマンフィルタはシミュ
レートされたプロセスに用いられた。カルマンフィルタで推定された圧力は動脈
トノメータによって測定されたデジタル血圧と比較された。

【００７２】シミュレーション構成シミュレーションはデジタル動脈の血流パラメータを用いて行なわれた。それ
は多くの指体積計が商業的に利用可能でありかつ容易に小型化されるからである
。シミュレーションには以下のパラメータ数値が用いられた。

【００７３】血液密度ρ＝１．０６ｇｒ/ｃｍ^３血液粘性μ＝０．０４ｐｏｉｓｅデジタル動脈半径ｒ＝０．５ｍｍ動脈壁粘性η＝１００ｄｙｎ・ｓ/ｃｍ^３動脈壁弾性率Ｅ＝７ｘ１０^５Ｎ/ｍ^２特性抵抗Ｒ_ｃｄ＝１．１ｘ１０^４ｄｙｎ・ｓ/ｃｍ^５末梢抵抗Ｒ_ｐｄ＝１．２ｘ１０^５ｄｙｎ・ｓ/ｃｍ^５下流コンプライアンスＣ_ｄ＝１．１ｘ１０^-４ｃｍ^５/ｄｙｎデジタル動脈区分長Ｌ＝１ｃｍシステム波節Ｎ＝３

【００７４】上記パラメータ値は、E. BelardinelliおよびS. Cavalcantiの「先細り弾性容
器の血液運動の新非線形２次元モデル」（Comut. Biol. Med., Vol. 21, pp. 1-
3, 1991）、W. S. Spectorの「生物データハンドブック」（Philadelphia Publi
sher, 1956）、B. M. Leslie 他の「デジタル動脈直径：解剖および臨床的研究
」（Journal of Hand Surgery, Vol. 12A, No. 5, Part 1, pp740-743, Sep. 19
87）、H.Powerの「生物流体機構」（Computational Mechanics Publications, B
oston, 1995）およびK. J. Liの「動脈系力学」（New York University Press,
New York, 1987）のような出版された文献から入手された。シミュレーションで
用いられるデジタル動脈の頒布されたモデルは図８に示される。シミュレーショ
ンの単純化のために動脈血流力学モデルの上流動態は含まれていない。その代わ
りに、部分Ｓ_１は動脈モデルへの入力として用いられた。この単純化されたモデ
ルの入力、状態変数および出力は以下の通りである。

【００７５】入力ｕ＝［Ｐ_１Ｐ_ｖ］^Ｔ状態変数ｘ＝［Ｑ_１Ｑ_２Ｓ_１Ｓ_２Ｓ_３Ｐ_ｄ］^Ｔ出力ｙ＝［Ｓ_１ＶＳ_３］^Ｔ

【００７６】シミュレーションのこの構成では、類似変換またオリックスＴは以下のように
数値的に計算される。

【００７７】

【式３５】ここでマトリックスＴの最後の４列は観察可能なサブスペースＴ_０を表す。

【００７８】入力Ｐ_１は動脈トノメータ（ＭＩＬＬＡＲ，ＴＸ）によって測定される。他の
入力、静脈圧力Ｐ_ｖは一定（２０ｍｍHg）と仮定される。入力Ｐ_１の曲線は図９
に示される。

【００７９】出力Ｓ_１およびＳ_３はパルス体積計（CB Sciences, Dover, NH）によって測定
され、Vは電気インピーダンス体積計（Parks Medical Electronic, Aloha. OG）
によって測定される。測定値は図１０に示される。

【００８０】シミュレーション結果部分３で構成されたカルマンフィルタは、状態変数および図９に描写された血
圧Ｐ_１，Ｐ_ｖ（式（４１）のｕ）および図１０に描写された測定値Y_１，Y_２，Y
_３（式（４１）のｙ）を推定するためにMATLABでシミュレートされる。Error（
誤り）共分散およびカルマンフィルタ利得は該列の各サンプルにつき計算され、
状態変数は式（４３）および（４４）により更新される。血圧を推定するために
必要な状態変数は次いで式（５１）へ代入される。

【００８１】図１１は出力の測定値およびカルマンフィルタ推定値間の比較を示し、そこで
はカルマンフィルタは期待されたようにホワイトガウスノイズを低減させるため
に非常に良く機能することが理解され得る。

【００８２】図１２は、血圧の測定値およびカルマンフィルタ推定値間の比較を示す。

【００８３】図１１および図１２に示された結果から、カルマンフィルタはノイズ、特にホ
ワイトノイズに対して非常にしっかりしていることが結論づけられる。体積計お
よび血流モデルからの測定値に基づいて血圧を推定することは実行可能である。

【００８４】監視システム図１３に例示的監視システムが示される。出力S_１およびS_３は２重光体積計１
０によって左手中指で測定され、Vは電気インピーダンス体積計２０によって同
一指で測定される。制御器４０は、必ずしも図示された要素で構成される必要は
なく、血圧の測定値を導出する。作動に先立って、システムは圧力カフ又は他の
圧力監視装置に対して較正される。

【００８５】本発明の各種の例示的実施形態が開示されたが、当業者にとって本発明の真の
範囲から逸脱することなく本発明のいくつかの利点を達成し得る各種の変更およ
び修正がなされ得ることは明らかである。これらおよび他の自明な改変は添付の
請求の範囲によって包含される。

【図面の簡単な説明】

本発明の上記特徴は添付図と共に以下の詳細な説明を読むことによるより容易
に理解されるであろう。

【図１】本発明の実施形態による瞬間血圧推定用のカルマンフィルタを図式的に示す。

【図２】長さLの粘弾性動脈の一区分を示す。

【図３】薄壁粘弾性血管のストレス状態を示す。

【図４】デジタル動脈区分の血流力学モデルの離散化を示す。

【図５】上流力学に対する拡大されたウインドケッセルモデルを示す。

【図６】下流力学に対するクラシックウインドケッセルモデルを示す。

【図７】本発明の実施形態によるカフなし歩行圧力監視を示す。

【図８】シミュレーションに用いられる動脈モデルを示す。

【図９】システム入力のプロット、即ち、時間の関数としての境界上の血圧を示す。

【図１０】図１０ａはシステム出力のプロット、即ち、時間の関数としての動脈区分領域
S1及びS3を示す。図１０bはシステム出力のプロット、即ち、時間の関数として
の体積変化Vを示す。

【図１１】時間の関数としての出力測定値V及び推定値のプロットを示す。

【図１２】時間の関数としてのカルマンフィルタによるデジタル血圧推定値対動脈血圧計
による測定値のプロットを示す。

【図１３】例示的監視システムを示す。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者ヤン、ブー−ホアメリカ合衆国、マサチューセッツ州 02115、ボストン、ナンバー・217・マサチューセッツ・アベニュー 221 (72)発明者ツァング、イーアメリカ合衆国、マサチューセッツ州 02139、ケンブリッジ、ナンバー・1109・メモリアル・ドライブ 540 (72)発明者アサダ、ハルヒコ・エイチアメリカ合衆国、マサチューセッツ州 01773、リンカーン、オールド・カウンティ・ロード 147 Ｆターム(参考） 4C017 AA09 AB03 AC26 FF22 4C027 AA06 BB03

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】患者の血圧を監視する監視システムであって、ａ．患者の指に近接して設けられる、患者の特定された動脈の第１位置で動脈
径の変化値を与える第１光体積計と、ｂ．該患者の該指に近接すると共に該第１光体積計からはずして設けられる、
患者の特定された動脈の第２位置で動脈径の変化値を与える第２光体積計と、ｃ．該患者の指と電気的に接触する、該特定された第１及び第２位置間動脈区
分の電気インピーダンスの測定値を与える電気インピーダンス体積計と、ｄ．該特定された動脈の該第１及び第２位置での動脈径の変化値及び動脈区分
の該電気インピーダンス変化値に基づいて該患者の血圧測定値を得る制御装置と
から成る患者血圧監視システム。
【請求項２】該第１光体積計は１光体積計該患者の指リングに着けられる
、請求項１のシステム。
【請求項３】該第１光体積計は該患者の指リングの第1帯に着けられ、該
第２光体積計は該患者の指リングの第２帯に着けられる、請求項１のシステム。
【請求項４】該患者の該血圧測定値を遠隔位置に伝達する伝達器をさらに
含む、請求項１のシステム。
【請求項５】患者の血圧を監視する監視システムであって、ａ．該患者の単一指に着けられる第１及び第２帯を有する監視装置であって、１．該第１帯に配置される、該患者の第１動脈径に基づいて第１信号を与え
る第１光体積計と、２．該第２帯に配置される、該患者の第２動脈径に基づいて第２信号を与え
る第２光体積計と、３．該第１及び第２帯に設けられる、該患者の該動脈区分の電気インピーダ
ンスに基づいて第３信号を与える電気インピーダンス体積計とを含む監視装置と
、ｂ．該第１、第２及び第３信号を分析すると共に該患者の血圧値を決定する制
御装置とから成る患者血圧監視システム。
【請求項６】患者の血圧を監視する監視方法であって、ａ．該患者の動脈区分の第1端での直径変化値を入手し、ｂ．該患者の該動脈区分の第２端での直径変化値を入手し、ｃ．該患者の該動脈区分の体積値を入手し、ｄ．該患者の瞬間血圧を計算するために、該動脈区分の該第１及び第２端及び
該区分で得られた該直径変化値に動脈流のモデルを用いることから成る患者血圧
監視方法。
【請求項７】動脈区分の該第１端での直径変化値を得る段階は第１光体積
計の信号を受信することを含む、請求項６の方法。
【請求項８】動脈区分の該第２端での直径変化値を得る段階は第２光体積
計の信号を受信することを含む、請求項６の方法。
【請求項９】モデルを用いる段階は、内部状態変数を推定するカルマンフ
ィルタを用いることを含む、請求項６の方法。