JP2008062059A - ＮＩＢＰ測定時間を低減するためにＳｐＯ２プレチスモグラフ信号を使用する方法およびシステム - Google Patents

Abstract

【課題】ＮＩＢＰシステムの性能を高めるために、患者の血圧を推定するのに必要な時間量を低減する。
【解決手段】ＮＩＢＰモニタ（１０）の動作中、ＮＩＢＰモニタは、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ信号（６０）を使用して、患者の心拍と関連付けられた各パルスに対するタイミング期間（７４）および収縮期間を測定する。振動パルス（６６）を受け取ると、ＮＩＢＰモニタ（１０）は、タイミング期間（７４）中の振動振幅（４４）を測定し、タイミング期間（７４）の直ぐ後の収縮期間中に、血圧カフ（１２）を収縮させる。収縮期間は、振動パルス振幅（４４）を計算するのに使用された同じ振動パルス（６６）中で行われて、患者（１６）から血圧推定値を取得するのに必要な時間量を低減することが好ましい。
【選択図】図４

Description

本発明は、一般に、自動血圧測定装置を動作させる方法に関する。より具体的には、本発明は、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ波形を使用して、自動化された非観血式血圧（ＮＩＢＰ）モニタの動作を最適化し、患者の血圧を測定するのに必要な時間期間を低減する方法に関する。

自動化された血圧モニタリングは、急速に受け入れられ、多くの場合、不可欠なヒトの健康管理側面となってきた。このようなモニタは、今では、救急治療室、集中および重症治療室、ならびに手術室における通常の患者環境の一部になっている。

血圧を測定するオシロメトリック法は、患者の上腕など、患者の体肢の周りに膨張可能なカフを装着することを含む。カフは、患者の収縮期圧を超える圧力まで膨張され、次いで、カフ圧は、一連の小さい圧力段階で、連続的に、または徐々に低減される。圧力トランスデューサは、カフ下の動脈で、圧力および容積変化を生ずる心臓のポンプ活動から得られる圧力変動を含むカフ圧を測定する。圧力トランスデューサからのデータは、患者の収縮期圧、平均動脈圧（ＭＡＰ）、および拡張期圧を計算するために使用される。

血圧を測定するオシロメトリック法の一例は、本発明と同一出願人による米国特許第４３６００２９号、第４３９４０３４号、および第４６３８８１０号で示され、かつ述べられている。

従来のＮＩＢＰモニタリングシステムの使用中、血圧カフは、患者の腕周りに配置され、上腕動脈を完全に閉塞して血流を阻止する初期膨張圧まで膨張される。次いで、カフは、初期膨張圧から徐々に収縮され、血液が圧力カフを通過して流れ始めると、圧力トランスデューサが患者の心拍と関連する圧力パルスを検出する。ＮＩＢＰモニタ内で使用される典型的な血圧アルゴリズムは、ＮＩＢＰモニタを動作させるために使用されるアルゴリズムにより決定される一連の圧力段階で圧力カフを収縮させる。一例として、圧力カフは、通常、固定量（例えば、８ｍｍＨｇまたは同様の値）の一様な圧力段階で減少される。血圧カフの収縮は、現在の圧力段階に対するＮＩＢＰ振動パルス振幅が記録された後に行われる。この方法では、カフ圧の収縮は、次の血圧パルスの到来と同期されていない。したがって、従来技術のアルゴリズムは、カフの収縮タイミングを最適化していない。

カフ圧の収縮中、システムによって検出された振動パルスのピーク振幅は、通常、低いレベルから相対的な最大値へと増加し、その後、減少することになる。これらの振幅は、患者に対するオシロメトリック包絡線を形成する。振動パルスが最大値を有するカフ圧は、患者の平均動脈圧（ＭＡＰ）を表すことが分かっている。収縮期および拡張期圧は、次いで、ＭＡＰにおける振動サイズの所定の比として、または振動複合体（ｃｏｍｐｌｅｘ）を直接処理するさらに高度な方法により導かれる。

Ｒａｍｓｅｙの特許に記載の段階収縮技法は、動作に関する商業標準である。臨床的に認められた自動血圧モニタの大部分はこの段階収縮させる基本原理を使用する。使用する際には、血圧カフが患者上に配置され、操作者が、血圧測定が行われる通常１分から９０分の時間間隔を設定するのが普通である。非観血式血圧（ＮＩＢＰ）モニタは、設定された時間間隔の最後に、血圧測定を自動的に開始する。

一般に、上記で述べた特許に記載されたタイプの従来のＮＩＢＰモニタは、アーティファクトおよびノイズから良好な振動を識別する方法の１つとして、各圧力段階において、振動パルス振幅マッチングを使用する。具体的には、振動パルスの対が各圧力段階で比較され、そのパルスが、振幅で類似し、また形状、振動曲線の下の面積、傾斜などの他の属性で類似しているかどうかを判定する。振動パルスが所定の制限内で比較された場合、その２つのパルスに対する平均パルス振幅と、カフ圧とが記憶され、圧力カフは次の圧力レベルまで収縮される。振動パルスが好ましく比較されなかった場合、前の振動パルス振幅は、通常、無視され、後の振動パルスの属性が記憶される。モニタは、血圧カフを収縮させず、その代わり、記憶された振動パルスと比較するために他の振動パルスを待つ。このプロセスは、２つの連続する振動パルスがマッチするか、または時間制限が超過するまで継続される。
米国特許第４３６００２９号 米国特許第４３９４０３４号 米国特許第４５４３９６２号 米国特許第４５４６７７５号 米国特許第４４６１２６６号 米国特許第４７５４７６１号 米国特許第５１７０７９５号 米国特許第５０５２３９７号 米国特許第５５７７５０８号 米国特許第５５９０６６２号

上記で述べた段階収縮技法は、アーティファクトが血圧測定に与える影響をなくすか、あるいは低減することができるが、段階収縮技法は、通常、各圧力段階で２つの振動パルスの検出が必要である。検出された振動パルスが非常にきれいであり、アーティファクトがない場合であっても、段階収縮技法は、各段階の圧力レベルを制御するために固有の遅延を有する。したがって、血圧測定を行うのに必要な時間量は、この技法が、圧力を制御するために各圧力段階で使用する時間だけ延びることになる。ＮＩＢＰシステムの性能を高めるために、患者の血圧を推定するのに必要な時間量を低減するシステムおよび方法を提供することが望ましい。

以下では、非観血式血圧（ＮＩＢＰ）モニタの性能を改善するためにＳｐＯ_２プレチスモグラフ波形を使用する、患者の血圧をモニタするための方法およびシステムが述べられる。組み合わされた血圧モニタリングシステムは、患者上に配置された血圧カフを有するＮＩＢＰモニタを含む。血圧カフは、カフに対する加圧空気の可用性と、カフから空気を解放するバルブの位置とを制御する中央プロセッサによって、選択的に膨張されまた収縮される。血圧カフの収縮中に振動パルスが検出され、中央プロセッサは、患者の血圧を計算するのに使用される各パルスに対するパルス振幅を計算する。

組み合わされたシステムはさらに、中央プロセッサにプレチスモグラフ波形を送達する検出システムを含む。検出システムは、患者の指上に配置されたフィンガプローブセンサを含むパルスオキシメータモニタであることが好ましい。しかし、他の位置（足／額／耳）も企図されており、またカフ中で、反射率、インピーダンス、またはピエゾ要素などの他の検出技術を使用することもできる。パルスオキシメータモニタは、一連のＳｐＯ_２値を含むプレチスモグラフ波形を、ＮＩＢＰモニタリングシステムの中央プロセッサに送達する。プレチスモグラフ波形およびＮＩＢＰモニタの圧力トランスデューサにより検出された振動パルスは、直接、患者の心拍に対応しているので、２つの各信号内のパルスの持続期間は同じである。したがって、一連のＮＩＢＰパルスまたはプレチスモグラフ波形から測定されるタイミング計算は、ＮＩＢＰ波形内で振動パルスを解析する際に使用することができる。

ＮＩＢＰまたはプレチスモグラフ波形に基づいて、ＮＩＢＰモニタの中央プロセッサは、患者の心拍のそれぞれに関連するタイミング期間および収縮期間を計算する。タイミング期間は、振動パルス上の拡張期点から、振動パルスの収縮期ピークを過ぎた直ぐ後まで延びることが好ましい。そのタイミング期間に続いて、その収縮期ピークを過ぎた直ぐ後の所から、収縮期間が次の振動パルスの拡張期点まで延びる。

ＮＩＢＰモニタリングシステムの中央プロセッサは、ＮＩＢＰ波形内の振動パルスの開始を検出する。振動パルスの開始を検出すると、ＮＩＢＰモニタは、振動パルスの収縮期ピークを過ぎた直ぐ後まで延びるタイミング期間中に、パルスから振幅情報を取得する。振動パルス振幅は、拡張期点から収縮期ピークまでに測定されるので、収縮期ピークに続く振動パルスの部分は振動振幅の計算には必要ではない。したがって、タイミング期間が終了すると、中央プロセッサは、収縮期間に向けて圧力カフの収縮を開始する。振動パルスの収縮期間中に圧力カフを収縮させることにより、ＮＩＢＰモニタリングシステムを用いて患者に対する血圧の計算を実施するのに必要な時間量が低減される。

収縮期間中、血圧カフの圧力レベルは、第１の圧力レベルから第２の圧力レベルへと１段階だけ減少される。圧力段階の圧力値は、収縮期間により規定される、収縮バルブが開放状態でいることが可能な時間量により決定される。したがって、ＮＩＢＰモニタの動作に使用される従来の他のアルゴリズムとは異なり、本発明のアルゴリズムは、規定された圧力段階ではなく設定された時間期間の間に圧力カフを収縮する。

ＮＩＢＰモニタリングシステムにより、各圧力レベルで単一の振動振幅が測定される。振動振幅の測定に続いて、ＮＩＢＰモニタリングシステムの中央プロセッサは、対応するプレチスモグラフパルスが、振動パルスからの時間差ΔＴ内に受け取られたかどうかを判定する。プレチスモグラフパルスが、時間差内に受け取られた場合、システムは、振動パルスは有効であり、アーティファクトではないと認識する。しかし、プレチスモグラフパルスが時間差内に受け取られない場合、ＮＩＢＰモニタリングシステムのプロセッサは、重み付け因子をそのパルス振幅に割り当て、それにより、そのパルス振幅は、患者の血圧計算から実質的に除外される。あるいは、各パルス振幅に割り当てられる重み付け因子は、ＮＩＢＰ波形から検出される他のパルスと比較されたパルスのサイズ、高さ、形状など、様々な振動および／またはプレチスモグラフパルスのパラメータに依存し得る。

上記のシステムおよび方法を使用することにより、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、測定の精度を犠牲にすることなく、患者から血圧の推定値を取得するのに必要な時間量を低減することができる。具体的には、各振動パルスから、単一の振幅測定だけを取得しながら、各振動パルスの一部分を使用して圧力カフを収縮させることにより、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、血圧の推定値を取得するために必要な時間量を大きく低減することができる。

図面は、本発明を実施するために現在企図される最良の形態を示す。

図１は、概して、従来構成の非観血式血圧（ＮＩＢＰ）モニタリングシステム１０を示す。ＮＩＢＰモニタリングシステム１０は、患者１６の腕１４上に配置された血圧カフ１２を含む。血圧カフ１２は、膨張または収縮させることができ、完全な膨張状態にあるときは患者１６の上腕動脈を閉塞することができる。血圧カフ１２が、排気２０を有する収縮バルブ１８を用いて収縮されると、動脈の閉塞は徐々に緩和される。収縮バルブ１８による血圧カフ１２の収縮は、制御回線２４を介して中央プロセッサ２２により制御される。

圧力トランスデューサ２６は、カフ１２内の圧力を検出するために、導管２８により血圧カフ１２に結合されている。従来のオシロメトリック技法によると、圧力トランスデューサ２６は、カフ下の動脈における圧力変化により生成されたカフ１２中の圧力振動を検出するために使用される。圧力トランスデューサ２６からの電気的な振動信号は、アナログ／デジタル変換器を用いて、接続回線３０を介して中央プロセッサ２２により取得される。

空気圧縮機または高圧ガス容器などの加圧空気のソース３２は、導管３４により接続される。空気圧縮機を組み込む実施形態では、空気圧縮機は直接導管３８に結合される。しかし、加圧空気のソースが高圧ガス容器により供給される場合、膨張バルブ３６がソース３２と導管３８の間に配置される。膨張バルブ３６の動作は、制御回線２４を介して中央プロセッサ２２により制御される。したがって、血圧カフ１２の膨張および収縮は、収縮バルブ１８および膨張バルブ３６、それぞれを介して中央プロセッサ２２により制御される。

本発明の原理の観点からすると、血圧データを生成するための、また適宜、アーティファクトデータを受け入れないための、中央プロセッサ２２による第１の圧力トランスデューサ２６からの振動信号の処理は、上記で参照したＲａｍｓｅｙの‘０２９および‘０３４特許の従来技術の教示に従って行うことができる。あるいは、米国特許第４５４３９６２号におけるＭｅｄｅｒｏ他の教示、第４５４６７７５号におけるＭｅｄｅｒｏの教示、第４４６１２６６号におけるＨｏｏｄ、Ｊｒ他の教示、第４６３８８１０号におけるＲａｍｓｅｙ、ＩＩＩ他の教示、第４７５４７６１号におけるＲａｍｓｅｙ、ＩＩＩ他の教示、第５１７０７９５号におけるＲａｍｓｅｙ、ＩＩＩ他の教示、第５０５２３９７号におけるＲａｍｓｅｙ、ＩＩＩ他の教示、第５５７７５０８号におけるＭｅｄｅｒｏの教示、および第５５９０６６２号におけるＨｅｒｓｈ他の教示に従って血圧を測定することができ、それらのすべては本発明と同出願人によるものであり、その開示を参照により本明細書に組み込む。いずれにしても、血圧の測定が、アーティファクトからではなく心拍から得られる生理学的に適切なカフ圧振動を用いて行われるように、各カフ圧で受け取られた振動複合体の性質を測定する知られた技法のいずれかを使用することが望ましい。

図１に示すＮＩＢＰモニタリングシステム１０の正常な動作中、始めに、血圧カフ１２は、患者１６上に、通常、上腕動脈上の患者の上腕１４周りに配置される。測定サイクルの最初に、血圧カフ１２は、上腕動脈を完全に閉塞する圧力、すなわち、心拍サイクルにおける任意の点で、血液が上腕を通って流れるのを阻止する圧力へと膨張される。図２では、初期膨張圧が参照番号４０で示されている。

血圧カフが、初期膨張圧４０まで膨張された後、中央プロセッサにより収縮バルブが作動されて、カフを一連の圧力段階４２で収縮させる。各圧力段階４２に対して様々な値を使用することができるが、例示の例では、各圧力段階４２は、通常、約８ｍｍＨｇである。

各圧力段階４２の後、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、現在のカフ圧レベルに対して２つの振動パルスの振幅４４を検出し、記録する。圧力トランスデューサは内部のカフ圧を測定し、血圧の振動複合体を特徴付けるアナログ信号を提供する。複合体信号のピーク値が中央プロセッサ内で判定される。

カフ圧が、初期膨張圧から減少すると、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、圧力振動４４を検出し、現在のカフ圧としてその圧力振動を記録する。ＮＩＢＰモニタリングシステム内の中央プロセッサは、次いで、ＭＡＰ４６、収縮期圧４８、および拡張期圧５０を計算することができる。

測定サイクルが進行するにつれて、図２の釣り鐘形状のグラフ４５で示すように、振動パルスのピーク振幅は、概して、最大値の方向へ単調に大きくなり、次いで、カフ圧が完全収縮の方向に進むと単調に小さくなる。カフ圧振動複合体のピーク振幅、および対応する閉塞カフ圧値は、中央プロセッサのメモリに保持される。オシロメトリック測定が中央プロセッサにより使用され、平均動脈圧（ＭＡＰ）４６、収縮期圧４８、および拡張期圧５０が知られた方法で計算される。

図１に戻って参照すると、本発明のシステムはさらに、患者１６からプレチスモグラフ波形を取得するための検出システム５２を含む。図１に示す本発明の実施形態では、検出システム５２は、患者１６に関するＳＰＯ_２値を測定するために患者１６上に配置されたフィンガプローブ５６を有するパルスオキシメータモニタリングシステム５４である。

パルスオキシメータモニタリングシステム５４は、通信回線５８を介してＮＩＢＰモニタリングシステム１０の中央プロセッサ２２に提供されるＳｐＯ_２プレチスモグラフ信号を生成する。患者に関するＳｐＯ_２値を提供するのに加えて、パルスオキシメータモニタ５４は、患者の心臓の拍動からそれぞれが得られる時間間隔の空いた一連のパルス６２を含むプレチスモグラフ波形６０（図３）を取得する。フィンガプローブ５６は、患者１６に取り付けられているので、パルスオキシメータモニタリングシステム５４は、患者を連続的にモニタし、時間間隔の空いた一連のパルス６２を有する連続的なプレチスモグラフ波形６０を生成する。

図３に示すように、ＮＩＢＰモニタリングシステムが、患者から血圧を取得するために活動化されたとき、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、患者の心拍にそれぞれが対応する一連の振動パルス６６をまた含んでいるＮＩＢＰ波形６４を取得する。プレチスモグラフ波形６０およびＮＩＢＰ波形６４は共に、患者の心拍に対応する間隔の空いた一連のパルスを含むので、プレチスモグラフパルス６２のそれぞれの持続期間は、概して、振動パルス６６の持続期間に対応する。しかし、ＮＩＢＰモニタリングシステムの血圧カフは、通常、パルスオキシメータモニタリングシステムのフィンガプローブよりも患者の心臓に近い位置にあるので、振動パルス６６は、概して、矢印６８で示される時間差ΔＴだけ、対応するプレチスモグラフパルス６２に先行する。ＮＩＢＰ波形６４が、非常にわずかなノイズまたはアーティファクトで取得される場合、各振動パルス６６は、概して、同じ時間差ΔＴだけ、対応するプレチスモグラフパルス６２に先行する。ΔＴは、ある圧力段階では一定のままであるがカフ圧で変化し、したがって、パルスをゲートするために適正な許容値が設けられる。

前に述べたように、図１に示すパルスオキシメータモニタリングシステム５４は、時間間隔の空いた一連のパルスを含むプレチスモグラフ波形を中央プロセッサ２２に送る。プレチスモグラフ波形６０を受け取ると、中央プロセッサ２２は、波形内に含まれる各パルスに対して様々なタイミング計算を実施することができる。一例として、図３で最もよく示すように、中央プロセッサは、個々のプレチスモグラフパルス６２のそれぞれに対して、拡張期点７０から収縮期ピーク７２までのタイミング期間を計算することができる。収縮期ピーク７２に続いて、中央プロセッサは、次のパルス６２に対する、収縮期ピーク７２から拡張期点７０の時間量を測定することができる。中央プロセッサは、連続的に一連のプレチスモグラフパルス６２を受け取っているので、拡張期点７０から収縮期ピーク７２までの立上がりと、その後の、収縮期ピーク７２から次の拡張期点７０までの下降に対する平均を計算することができる。プレチスモグラフパルス６２は、ＮＩＢＰ波形６４からの振動パルス６６に持続期間で対応しているので、プレチスモグラフパルスから計算された時間期間は、ＮＩＢＰモニタリングシステムの動作を最適化するためにＮＩＢＰモニタリングシステム１０で使用され得る。

拡張期点７０から収縮期ピーク７２までのタイミング期間は、プレチスモグラフ波形６０から計算されるものとして図３に示されているが、各振動パルス６６は、プレチスモグラフパルス６２と同じ持続期間を有しているので、ＮＩＢＰ波形６４を用いることによっても、同じタイミング期間を計算できることを理解されたい。したがって、タイミング期間、ならびに各パルス内の他の時間ベースの期間を、プレチスモグラフ波形６０またはＮＩＢＰ波形６４から計算することができる。さらに、パルスベースのタイミング期間を、ＥＣＧなどの他の信号から計算することもできる。

図４を次に参照すると、ＮＩＢＰ波形から分離された典型的なＮＩＢＰ振動パルス６６が示されている。図４で示されるように、中央プロセッサは、矢印７４で表されるタイミング期間Ｔ１を計算することができる。タイミング期間Ｔ１は、拡張期点７０で開始し、振動パルス６６の収縮期ピーク７２をわずかに過ぎた所まで延びる。タイミング期間Ｔ１に続いて、中央プロセッサはまた、タイミング期間Ｔ１の直後に開始し、次の振動パルス６６に対する拡張期点７０まで延びる収縮期間Ｔ２を計算する。典型的な患者の場合、脈拍数が、１分につき６０回と仮定すると、タイミング期間Ｔ１は、パルス期間の約３分の１を示し、一方、収縮期間は、パルス期間の約３分の２を示すことになる。したがって、示した例では、タイミング期間Ｔ１は、０．３３秒よりわずかに大きく、一方、収縮期間Ｔ２は、０．６７秒にわずかに満たない。当然であるが、これらの値は、個々の患者ごとに変化する。

前に述べたように、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、患者の血圧測定中に検出された、各振動パルスに対する振動パルス振幅を取得する。パルス振幅は、前の拡張期点から振動のピーク（収縮期ピーク７２）までのパルス高さとして測定される。したがって、図４で明確に示すように、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、収縮期ピーク７２を過ぎた所まで延びるタイミング期間Ｔ１中に、圧力トランスデューサからの信号を解析することによってパルス振幅を測定することができる。収縮期ピーク７２に続く各振動パルス６６の残りの部分は、振動パルス振幅を測定するのには無関係である。本発明によると、振動パルス６６の残りの部分は、収縮期間Ｔ２中に圧力カフを収縮させるために使用される。

図６を次に参照すると、ＮＩＢＰモニタリングシステムが本発明に従って動作されたときのＮＩＢＰ波形６４およびカフ圧７６のグラフ表示が示されている。最初は、第１の振動パルス６６ａの間、カフ圧７６は第１の圧力レベル７８である。タイミング期間Ｔ１中に、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、振動パルス６６ａに対する振動パルス振幅を測定する。

タイミング期間Ｔ１が終了すると、ＮＩＢＰモニタリングシステムの収縮バルブが開放されて、カフ圧グラフ７６の下降部分８０で示されるように、カフ圧を第１の圧力レベル７８から収縮させる。具体的には、収縮バルブは、カフの収縮時間Ｔ２の間、開放され、収縮バルブが開放されている時間に基づいてカフ圧を減少させることができる。前に示したように、カフ収縮時間Ｔ２は、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ波形から計算され、収縮期ピークから次の振動パルス６６ｂの拡張期点までの時間期間よりわずかに小さくなるように選択される。

図６に示すように、カフ圧７６は、次の振動パルス６６ｂの開始の前に、第２の圧力レベル８２へと下がる。第２の振動パルス６６ｂに対するタイミング期間Ｔ１中、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、第２の圧力レベル８２に対する振動パルス振幅をさらに計算する。タイミング期間Ｔ１の終了に続いて、カフ圧は、圧力が第３の圧力レベル８４に達するまで、収縮期間Ｔ２中にさらに収縮される。このプロセスは、患者に対する血圧推定値が計算できるように、ＮＩＢＰモニタリングシステムがカフ圧を拡張期圧以下に低減させるまで繰り返される。

図６に示す本発明の実施形態では、各圧力レベル７８、８２、および８４の間の各圧力段階は、収縮期間Ｔ２中に圧力カフから圧力を解放する収縮バルブの能力によって規定される。各圧力レベル間の矢印８６により示される圧力減少量は、収縮バルブの物理特性により規定される。本発明の一実施形態では、収縮バルブは、約０．３１秒で１８ｍｍＨｇと２３ｍｍＨｇの間の圧力レベルで減少させることができる。収縮期間Ｔ２は０．３〜０．６秒の範囲とすることができるので、各圧力レベルからの圧力段階を１８ｍｍＨｇ〜２３ｍｍＨｇの間とすることができる。しかし、ＮＩＢＰモニタリングシステムのプロセッサはまた、血圧カフの圧力を減少させるための時間が収縮期間Ｔ２未満である限り、圧力レベルを所望の任意の圧力量に減少させるように収縮バルブを制御できることも理解されたい。

上記で述べたように、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、各圧力レベル７８、８２、および８４で、単一の振動パルス振幅だけを記録するように機能する。さらに、カフ圧レベルは、各振動パルス６６の後半で次の圧力レベルに収縮され、次いで、次の振動パルスに対する振動パルス振幅を記録することができる。この方法では、患者に対するオシロメトリック包絡線を取得するために必要な時間量が、図２に示すＮＩＢＰモニタリングシステムの典型的な動作と比較して大幅に低減され得る。

上記で述べた本発明の実施形態では、カフ収縮時間Ｔ２が、収縮期ピークに続く各ＮＩＢＰ振動パルスの後半であるとして説明されている。しかし、圧力レベルが、次の振動パルスの開始前には確実に安定するように、カフ収縮時間を期間Ｔ２未満にできるようにも企図される。代替的には、収縮時間Ｔ２は、（Ｔ１+２＊Ｔ２）など、収縮期間Ｔ２よりも大きな値に増加させることもできる。カフ収縮期間が上記のように延長された場合、振動パルス振幅は、ＮＩＢＰ波形内で１つおきのパルスから取得されるはずである。振動パルス振幅が１つおきのパルスで測定される場合、患者から血圧推定値を取得するのに必要な時間量は、各圧力レベルから取得すべき２つの振動振幅が必要な図２で示す従来技術の方法から、さらに大きく減少させることになる。

ＮＩＢＰモニタリングシステム１０が、上記で述べた方法に従って動作される場合、各圧力レベル間の圧力段階は、以前の典型的な圧力レベル間における圧力段階より小さくなるように企図されているので、増加した数の圧力レベルにわたって数多くの振動パルス振幅が取得されるようになる。この方法では、数多くのカフ圧でかなりの数のパルス振幅が収集されることになり、処理速度を損なうことなく、より信頼性の高い血圧計算が得られる。

ＮＩＢＰモニタリングシステム１０が上記で述べた方法で動作されるとき、各圧力レベルで単一の圧力振幅だけが取得されるので、各圧力レベルにおけるパルス振幅マッチングの概念が除外された。ＮＩＢＰパルス波形における不規則性はノイズまたはアーティファクトの結果であり得るので、各振動パルスを解析する代替の方法が開発されてきている。前に述べたように、また図５に戻って参照すると、血圧カフに対するフィンガプローブの物理的な位置の結果として、各振動パルス６６は、概して、対応するＳｐＯ_２プレチスモグラフパルス６２に対して時間差ΔＴだけ先行する。図５ａおよび図５ｂは、患者上のフィンガプローブの異なる位置から得られた異なるΔＴを示す。さらに、ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルス６２は、カフとＳｐＯ_２センサの相対的な位置に応じて、カフ振動パルス６６に先行できることもまた企図される。

ＮＩＢＰモニタリングシステムの動作中、ＮＩＢＰパルス６６に対する振動パルス振幅は、中央プロセッサにより、ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルス６２の検出前に測定される。したがって、中央プロセッサは、ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルス６２の検出前に、ＮＩＢＰパルス６６に対するパルス振幅を記憶する必要がある。本発明の好ましい実施形態によると、中央プロセッサは、パルス６２が、ある量の時間オフセットを時間差ΔＴにプラスもしくはマイナスした中で検出されるかどうか判定するために、プレチスモグラフ波形をモニタする（前に示したように、この時間オフセットは、カフ圧またはＳｐＯ_２センサの配置に関して、ΔＴの変動に対応するのに十分である。ΔＴの初期推定値は、圧力カフの膨張中に取得され、ＮＩＢＰ測定の進度を通して学習され得る。）。ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルス６２が時間差ΔＴ内で検出された場合、ＮＩＢＰパルス６６が検証され、また記憶された振幅およびカフ圧は、中央プロセッサ内のメモリ内で維持される。しかし、ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルスが時間差内で検出されない場合、ＮＩＢＰパルス６６は、アーティファクトと指定され、ＮＩＢＰパルスからの振幅情報がＮＩＢＰ測定で使用されなくなる。

ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルスが検出されない場合にＮＩＢＰ振幅を完全に排除することへの代替として、ＮＩＢＰパルス６６の品質に応じて、測定されたＮＩＢＰパルス振幅に対して重み付け因子を割り当てることもできる。一例として、ＮＩＢＰパルス６６のサイズ、形状および振幅を、前に受け取られたパルスと比較することができ、パルスの品質に基づいて、重み付けの値が振幅測定に割り当てられる。重み付け因子は、０と１０の間の範囲とすることができ、０は完全に排除されるパルス振幅であり、１０は前の検出に基づいて完全に受け入れ可能なパルスであることが企図される。重み付け因子が、何らかの所定の閾値より大である場合、そのパルスは、血圧計算で使用されることになる。したがって、プレチスモグラフのパルス遅延が、カフパルスの使用を支持しない場合であっても、他の基準をより重視し、カフ振動振幅の廃棄を無効にすることができる。

ＮＩＢＰパルスの前または後で時間差ΔＴ内にプレチスモグラフパルスが存在するかどうかをモニタする方法が、各パルスの収縮期間中に圧力カフを収縮させる方法と共に組み込まれるものとして好ましい実施形態中で述べられてきたが、これらの２つの方法は、互いに独立して実施できることも理解されたい。一例として、圧力カフは、各圧力段階で、単一のパルス振幅が検出される従来の一定圧力段階の収縮技法を用いて収縮させることもできる。カフの収縮中、時間差ΔＴ内でプレチスモグラフパルス６２を検出することにより、パルス振幅の重み付け因子が決定される。同様に、各パルス振幅を分類するために重み付け因子を使用する概念を除外することも可能であり、パルス振幅を解析してパルス振幅を使用すべきかどうかを判定する他の方法を、各振動パルスの収縮期間中の圧力カフの収縮と組み合わせることもできる。

図７を次に参照すると、本発明の一実施形態によるＮＩＢＰモニタリングシステムの動作シーケンスを示す流れ図が示されている。図７で示すように、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、ステップ８８で示すように、パルスオキシメータモニタから、プレチスモグラフ波形を連続的に受け取る。ＮＩＢＰモニタリングシステムの中央プロセッサは、ステップ９０で、プレチスモグラフ波形の一部分として受け取られたＳｐＯ_２パルスに基づき、タイミング期間Ｔ１と収縮期間Ｔ２を共に計算する。前述のように、ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルスから計算されたタイミング期間Ｔ１および収縮期間Ｔ２は、図４で示された、カフ振動パルス６６内の同じ時間期間に対応する。したがって、代替の実施形態では、期間Ｔ１およびＴ２は、ＮＩＢＰ振動パルス６６から計算することもできる。

タイミング期間Ｔ１および収縮期間Ｔ２が計算されると、ステップ９２で、ＮＩＢＰモニタリングサイクルが開始し、ステップ９４で、中央プロセッサは、第１の振動パルスの開始をモニタする。

ステップ９６で示すように、第１の振動パルスを受け取ると、ＮＩＢＰモニタリングシステムの中央プロセッサが、タイミング期間Ｔ１中の振動パルス振幅を計算し、振動パルス振幅および現在のカフ圧レベルをメモリ内に記憶する。ステップ９８で示すように、タイミング期間Ｔ１の終了に続いて直ぐに、中央プロセッサは、収縮バルブを開放して、収縮期間Ｔ２の間で圧力カフを収縮させる。前に述べたように、収縮期間Ｔ２は、タイミング期間Ｔ１の終了直後から次の振動パルスに対する拡張期点までの時間量である。代替的には、収縮期間Ｔ２は、ＮＩＢＰモニタリングシステムの動作に応じて、わずかに減少または増加することができる。

ステップ９９で、圧力カフが収縮されると、ＮＩＢＰモニタリングシステムの中央プロセッサは、最初に、ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルスの開始を検出する。ステップ１００で示すように、パルスが検出されると、中央プロセッサはモニタし、ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルスが、時間差ΔＴにわずかなオフセットをプラスもしくはマイナスした中で検出されたかどうかを判定する。図５で述べたように、時間差ΔＴは一定であり、血圧カフおよびフィンガプローブの物理的な位置に依存する。したがって、振動パルス６６が患者の実際の心拍から得られる場合、対応するＳｐＯ_２パルス６２は時間間隔ΔＴ内に生ずるはずである。ステップ１０２で、ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルスが時間差ΔＴ内で検出されない場合、プロセッサは、カフパルスが患者に対する血圧計算の一部を担うようにするかどうかを判定する他の基準に基づいて、記憶されたパルス振幅に重み付け因子を割り当てる。ステップ１０６で、ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルスが、期間ΔＴ内で検出された場合、やはり重み付け因子がカフパルス振幅に割り当てられるが、重み付け因子は、ＳｐＯ_２パルスが適切な時間内に検出されなかった場合よりもはるかに高くなる。

ステップ１００で、ＳｐＯ_２プレチスモグラフパルスが検出された場合、ステップ１０６で、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、パルスの形状、サイズ、および他のパラメータを測定し、そのパルスに重み付け因子を割り当てる。従来技術でよく知られているように、重み付け因子の割当ては、検出されたパルスの様々なパラメータに基づくことができる。

ステップ１０２または１０６における重み付け因子の割り当て後、ステップ１０８で、ＮＩＢＰモニタリングシステムは、拡張期圧に達したかどうかを判定する。拡張期圧に達していなかった場合、システムはステップ９４に戻り、次の振動パルスを検出する。しかし、拡張期圧に達していた場合、ステップ１１０で、システムは患者の血圧を計算する。ステップ１１０における患者の血圧の計算は、記録された圧力振幅および割り当てられた重み付け因子に依存する。振動パルス振幅に基づいた患者の血圧の計算は、前述の特許中で述べられているようによく知られている。

この記載された説明は、最良の形態を含む本発明を開示するための諸例を、また任意の当業者が本発明を作成し使用することを可能にするための諸例を用いている。本発明の特許性のある範囲は、特許請求の範囲により定義され、また当業者で行われる他の諸例を含むことができる。このような他の例は、特許請求の範囲の文言と相違しない構造的要素を有する場合、または特許請求の範囲の文言とほとんど差のない等価な構造的要素を含む場合、特許請求の範囲に含まれるものとする。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。

ＮＩＢＰモニタおよびパルスオキシメータモニタリングシステムを用いて、患者の血圧をモニタするためのシステムのブロック図である。 一連の圧力段階のそれぞれで、少なくとも２つの振動パルス振幅を取得することによって、ＮＩＢＰモニタを動作させる従来技術の方法を示すグラフの図である。 ＮＩＢＰ波形とＳｐＯ_２プレチスモグラフ波形のグラフ比較を示す図である。 単一のＮＩＢＰパルスの詳細図である。 同じ患者の心拍に対するＮＩＢＰ振動とプレチスモグラフパルスの間の時間差を示す図である。 ＮＩＢＰ振動の「収縮期間」中の血圧カフの収縮タイミングを示す拡大図である。 ＮＩＢＰモニタおよびパルスオキシメータセンサを用いて患者の血圧を測定するための本発明のシステムおよび方法により使用される動作シーケンスを示す流れ図である。

符号の説明

１０ ＮＩＢＰモニタリングシステム
１２ 血圧カフ
１４ 腕
１６ 患者
１８ 収縮バルブ
２０ 排気
２２ 中央プロセッサ
２４ 制御回線
２６ 圧力トランスデューサ
２８ 導管
３０ 接続回線
３２ 加圧空気のソース
３４ 導管
３６ 膨張バルブ
３８ 導管
４０ 初期膨張圧
４２ 圧力段階
４３ 最終圧
４４ 振動振幅
４５ グラフ
４６ ＭＡＰ
４８ 収縮期圧
５０ 拡張期圧
５２ 検出システム
５４ パルスオキシメータモニタリングシステム
５６ フィンガプローブ
５８ 通信回線
６０ プレチスモグラフ波形
６２ プレチスモグラフパルス
６４ ＮＩＢＰ波形
６６ 振動パルス
６８ 矢印
７０ 拡張期点
７２ 収縮期ピーク
７４ タイミング期間矢印
７６ カフ圧
７８ 第１の圧力レベル
８０ 下降部分
８２ 第２の圧力レベル
８４ 第３の圧力レベル
８６ 矢印
８８ ステップ
９０ ステップ
９２ ステップ
９４ ステップ
９６ ステップ
９８ ステップ
９９ ステップ
１００ ステップ
１０２ ステップ
１０６ ステップ
１０８ ステップ
１１０ ステップ

Claims (10)

1. 患者（１６）の血圧をモニタする方法であって、
   選択的に膨張および収縮が可能な血圧カフ（１２）、および前記患者から振動パルス（６６）を検出するための少なくとも１つの圧力トランスデューサ（２６）を有する非観血式血圧（ＮＩＢＰ）モニタ（１０）を提供するステップと、
   患者の心拍をそれぞれが表す時間間隔の空いた一連のパルス（６２）を有する、前記患者（１６）の波形（６０）を取得するステップと、
   前記波形（６０）に基づき、タイミング期間（７４）を測定するために前記波形（６０）を解析するステップと、
   前記圧力トランスデューサ（２６）からの前記振動パルス（６６）のうちの１つの開始を検出するステップと、
   前記振動パルス（６６）の前記開始に続く前記タイミング期間（７４）中に、第１の圧力レベル（７８）における前記振動パルス（６６）の振幅（４４）を測定するステップと、
   前記血圧カフ（１２）を、前記タイミング期間（７４）の後、圧力段階（４２）だけ第２の圧力レベル（８２）へと収縮させるステップと
   を含む方法。
2. 前記タイミング期間（７４）が、前記患者の心拍の拡張期点（７０）から前記パルスのピーク（７２）までの時間量である、請求項１記載の方法。
3. 前記血圧カフ（１２）が、前記タイミング期間（７４）に続く収縮期間で収縮される、請求項２記載の方法。
4. 前記収縮期間が、前記パルスの前記ピーク（７２）から次のパルスの前記拡張期点（７０）までの時間量未満である、請求項３記載の方法。
5. 前記血圧カフ（１２）を前記収縮させるステップが、前記圧力カフの収縮中の前記圧力低減とは独立した前記収縮期間中に行われる、請求項３記載の方法。
6. 前記波形（６０）が、パルスオキシメータセンサ（５６）から受け取られたプレチスモグラフ波形である、請求項１記載の方法。
7. 前記収縮期間によりそれぞれが決定される一連の圧力段階で、前記圧力カフ（１２）を収縮させるステップと、
   各圧力レベルで単一のオシロメトリックパルス（６６）の前記振幅（４４）を測定するステップと、
   各圧力レベルで測定された前記振動パルス（６６）の前記振幅（４４）に基づいて、前回患者（１６）に対する前記収縮期圧（４８）、平均動脈圧（４６）、および拡張期圧（５０）を測定するステップと
   をさらに含む、請求項３記載の方法。
8. 患者（１６）の血圧を測定するためのシステムであって、
   中央プロセッサ（２２）およびディスプレイを含む非観血式血圧（ＮＩＢＰ）モニタと、
   前記ＮＩＢＰモニタ（１０）により選択的に膨張および収縮が可能な、前記患者上に配置可能な血圧カフ（１２）と、
   前記患者（１６）から振動パルス（６６）を検出するように動作可能であり、前記血圧カフ（１２）に関連付けられかつ前記中央プロセッサ（２２）に結合された圧力トランスデューサ（２６）と、
   患者の心拍をそれぞれが表す時間間隔の空いた一連のプレチスモグラフパルス（６２）を有するプレチスモグラフ波形（６０）を提供するように構成された検出システム（５２）とを備え、
   前記中央プロセッサ（２２）が、前記プレチスモグラフ波形（６０）に基づいて、初期膨張圧（４０）からの前記圧力カフ（１２）の収縮を制御するシステム。
9. 遠隔の前記検出システムが、パルスオキシメータセンサ（５４）である、請求項８記載のシステム。
10. 前記中央プロセッサ（２２）が、前記プレチスモグラフパルス（６２）から測定された収縮期間によってそれぞれが定義された一連の圧力段階で、初期膨張圧（４０）から前記血圧カフ（１２）を収縮させる、請求項８記載のシステム。

Images