JP2008062060A

JP2008062060A - ＳｐＯ２プレチスモグラフ信号を用いて非侵襲型血圧（ＮＩＢＰ）パルスの性質を決める方法及びシステム

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Publication number: JP2008062060A
Application number: JP2007224971A
Authority: JP
Inventors: Sai Kolluri; サイ・コルーリ; T Hirsch Lawrence; ローレンス・ティ・ハーシュ; Richard Medero; リチャード・メデロ
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2006-09-07
Filing date: 2007-08-31
Publication date: 2008-03-21
Anticipated expiration: 2027-08-31
Also published as: CN101138493A; DE102007042298A1; JP5026201B2; US7300404B1

Abstract

【課題】非侵襲型血圧（ＮＩＢＰ）システムにおいて、患者の血圧を推定するのに必要とされる時間量を短縮してシステムの性能を高める。
【解決手段】ＮＩＢＰモニタ（１０）の動作時には、ＮＩＢＰモニタは、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ信号（６０）を用いて患者の心搏に関連する各々のパルスについてタイミング時間（７４）及び減圧時間を決定する。振動パルス（６６）を受信したら、ＮＩＢＰモニタ（１０）は、タイミング時間（７４）に振動振幅（４４）を決定して、タイミング時間（７４）に直ちに続く減圧時間に血圧加圧帯（１２）を減圧する。好ましくは、減圧時間は、振動パルス振幅（４４）を算出するのに用いられる同じ振動パルス（６６）の間に生じて、患者（１６）から血圧推定値を得るのに必要とされる時間量を短縮する。
【選択図】図１

Description

本発明は一般的には、自動血圧測定装置を動作させる方法に関する。さらに明確に述べると、本発明は、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ波形を用いて自動非侵襲型血圧（ＮＩＢＰ）モニタの動作を最適化して、ＮＩＢＰパルスの各々の性質を決め、アーティファクトを拒絶すると共に、患者の血圧を決定するのに必要とされる時間を短縮する方法に関する。

自動血圧監視は急速に発展して、人間の健康管理について広く認められた側面となると共に、多くの場合に本質的な側面となった。今や、かかるモニタは、救急室、集中重症者治療室及び手術室において患者環境の慣例的な一部となっている。

血圧を測定するオシロメータ（振動）式方法は、患者の上腕のような患者の身体の肢部に膨張自在の加圧帯（カフ）を巻き付けることを含んでいる。加圧帯を患者の収縮期圧よりも高い圧力まで膨張させて、次いで、加圧帯圧力を一連の小さい圧力段階で連続的に又は漸増的にのいずれかで低下させる。圧力変換器（トランスデューサ）が、加圧帯の下の動脈の圧力変化及び容積変化を齎す心臓のポンプ作用によって生ずる圧力のゆらぎを含めて加圧帯圧力を測定する。圧力変換器からのデータを用いて、患者の収縮期圧、平均動脈圧（ＭＡＰ）及び拡張期圧を算出する。

血圧を測定する振動式方法の一例が、本発明と共通の譲受人に譲渡されている米国特許第４，３６０，０２９号、同第４，３９４，０３４号、及び同第４，６３８，８１０号に図示され記載されている。

従来のＮＩＢＰ監視システムの利用時には、血圧加圧帯は患者の腕に巻き付けられて、血流を妨げるように上腕動脈を完全に塞ぐ初期膨張圧まで膨張させられる。次いで、加圧帯を初期膨張圧から次第に減圧すると、血液が血圧加圧帯を通過して流れ始めるのに伴って圧力変換器が患者の心搏に関連する圧力パルスを検出する。ＮＩＢＰモニタの内部で用いられている典型的な血圧アルゴリズムは、ＮＩＢＰモニタを動作させるのに用いられているアルゴリズムによって決定される一連の圧力段階で血圧加圧帯を減圧する。一例として、血圧加圧帯は典型的には、固定された量（例えば８ｍｍＨｇ又は同様の値）の等しい圧力段階で低下させられる。血圧加圧帯の減圧は、ＮＩＢＰ振動パルスの振幅がカレントの圧力ステップについて記録された後に生ずる。この方法では、加圧帯圧力の減圧は、次の血圧パルスの到達とは同期していない。このように、従来技術のアルゴリズムは、加圧帯減圧のタイミングを最適化していない。

加圧帯圧力の減圧時には、システムによって検出される振動パルスのピーク振幅は通常は、比較的低いレベルから相対的な最大まで増大し、この後に減少する。これらの振幅は、患者の振動包絡線を形成する。振動パルスが最大値となる加圧帯圧力は、患者の平均動脈圧（ＭＡＰ）を表わすことが見出されている。次いで、収縮期圧及び拡張期圧は、ＭＡＰにおける振動の大きさの予め決められた部分として導かれるか、又は振動複合体（コンプレックス）の直接的な処理を行なうさらに複雑な方法によって導かれる。

上述のRamseyの特許に記載されている段階的減圧手法は、商用品の動作標準となっている。臨床的に許容可能な自動血圧モニタの大部分は、この段階的減圧の原理を用いている。利用時には、血圧加圧帯を患者に配置し、操作者は通常、血圧測定を行ないたい時間間隔を典型的には１分間〜９０分間に設定する。非侵襲型血圧（ＮＩＢＰ）モニタは、設定された時間間隔の終わりに血圧決定を自動的に開始する。

一般的には、上で言及した特許に記載されている形式の従来型ＮＩＢＰモニタは、正しい振動をアーティファクト及び雑音から識別する方法の一つとして、各々の圧力段階において振動パルス振幅の突き合わせ（マッチング）を用いている。具体的には、各々の圧力段階において振動パルスの対を比較して、各パルスが振幅、並びに形状、振動曲線下方面積及び勾配等のような他の属性について類似しているか否かを決定する。振動パルスが予め決められた限度内で対等であったら、これら２個のパルスについての平均パルス振幅及び加圧帯圧力を記憶して、血圧加圧帯を次の圧力レベルまで減圧する。しかしながら、振動パルスが順調に対等となっていなければ、早い方の振動パルスの属性を典型的には無視して、後の方の振動パルスを記憶する。モニタは血圧加圧帯を収縮させず、代わりに、記憶されている振動パルスと比較するためのもう１個の振動パルスを待機する。この過程が、連続した２個の振動パルスが適合するまで又は時間制限を超えるまで続行する。
米国特許第４，３６０，０２９号（Ramsey）米国特許第４，３９４，０３４号（Ramsey）米国特許第４，６３８，８１０号（Ramsey, III等）米国特許第４，５４３，９６２号（Medero等）米国特許第４，５４６，７７５号（Medero）米国特許第４，４６１，２６６号（Hood, Jr.等）米国特許第４，７５４，７６１号（Ramsey, III等）米国特許第５，１７０，７９５号（Ramsey, III等）米国特許第５，０５２，３９７号（Ramsey, III等）米国特許第５，５７７，５０８号（Medero）米国特許第５，５９０，６６２号（Hersh等）

上述の段階的減圧手法は、アーティファクトが血圧決定において及ぼす影響を解消し又は低減することができるが、段階的減圧手法は典型的には、各々の圧力段階で２個ずつの振動パルスの検出を必要とする。また、検出された振動パルスが極く明瞭でアーティファクト不含であっても、段階的減圧手法は、各々の段階の圧力レベルを制御するために内在的な遅延を有する。従って、血圧決定を行なうのに必要とされる時間量は、この手法が各々の圧力段階において圧力を制御するために利用する時間だけ長くなる。患者の血圧を推定するのに必要とされる時間量を短縮して、ＮＩＢＰシステムの性能を高めるシステム及び方法を提供することが望ましい。

以下の記述は、患者の血圧を監視する方法及びシステムであって、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ波形を用いて非侵襲型血圧（ＮＩＢＰ）モニタの性能を高める方法及びシステムを記載する。この結合型血圧監視システムは、患者に配置された血圧加圧帯を有するＮＩＢＰモニタを含んでいる。血圧加圧帯は、中央プロセッサによって選択的に膨張及び収縮され、これにより、加圧帯への加圧空気の供給の仕方、及び加圧帯から空気を開放する弁の位置を制御する。血圧加圧帯の減圧時に、振動パルスが検出され、中央プロセッサは、各々のパルスのパルス振幅を算出し、このパルス振幅を用いて患者の血圧を算出する。

この結合型システムはさらに、中央プロセッサにプレチスモグラフ波形を送り届ける感知システムを含んでいる。好ましくは、感知システムは、患者の指に配置される指プローブ・センサを含むパルス・オキシメータ・モニタである。但し、他の位置（足／額／耳）も思量され、また感反射率素子、感インピーダンス素子又は感圧素子のような他の感知技術を加圧帯において用いてもよい。パルス・オキシメータ・モニタは、一連のＳｐＯ_２値を含めたプレチスモグラフ波形をＮＩＢＰ監視システムの中央プロセッサに送り届ける。プレチスモグラフ波形、及びＮＩＢＰモニタの圧力変換器によって検出される振動パルスは、患者の心搏に直接対応しており、二つの信号の各々の内部でのパルスの持続時間は同じである。従って、一連のＮＩＢＰパルス又はプレチスモグラフ波形のいずれかから決定されるタイミング計算を、ＮＩＢＰ波形の内部の振動パルスを解析するときに用いることができる。

ＮＩＢＰ又はプレチスモグラフ波形のいずれかに基づいて、ＮＩＢＰモニタの中央プロセッサは、患者の心搏の各々に関連するタイミング時間及び減圧時間を算出する。好ましくは、タイミング時間は、振動パルスの拡張期点から振動パルスの収縮期ピークの直後まで延在する。このタイミング時間に続いて、減圧時間は、収縮期ピークの直後から次の振動パルスの拡張期点まで延在する。

ＮＩＢＰ監視システムの中央プロセッサは、ＮＩＢＰ波形の内部で振動パルスの開始を検出する。振動パルスの開始の検出後に、ＮＩＢＰモニタは振動パルスの収縮期ピークの直後まで延在するタイミング時間のパルスから振幅情報を得る。振動パルス振幅は拡張期点から収縮期ピークまでに決定されるので、振動パルスの収縮期ピークに続く部分は振動振幅の計算には必要とされない。従って、一旦、タイミング時間が満了したら、中央プロセッサは減圧時間にわたって血圧加圧帯を減圧することを開始する。振動パルスの減圧時間での血圧加圧帯の減圧は、ＮＩＢＰ監視システムを用いて患者の血圧計算を実行するのに必要とされる時間量を短縮する。

減圧時間には、血圧加圧帯の圧力レベルを第一の圧力レベルから第二の圧力レベルまで一圧力段階だけ低下させる。圧力段階の圧力値は、減圧弁が開いたままになっている時間量によって決まり、この時間量は、減圧時間によって決まる。このように、ＮＩＢＰモニタを動作させるのに用いられていた他の従来アルゴリズムとは異なり、本発明のアルゴリズムは、定義された圧力段階ではなく設定された時間にわたって血圧加圧帯を減圧する。

各々の圧力レベル毎に単一の振動振幅がＮＩＢＰ監視システムによって決定される。振動振幅の決定に続いて、ＮＩＢＰ監視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時間差ΔＴ以内に受信されたか否かを決定する。プレチスモグラフ・パルスが時間差以内に受信されていたら、システムは振動パルスを有効でありアーティファクトでないと認める。しかしながら、プレチスモグラフ・パルスが時間差以内に受信されていなければ、ＮＩＢＰ監視システムのプロセッサはパルス振幅に加重係数を割り当てて、これにより、このパルス振幅が患者の血圧の計算から実効的に除外されるようにする。代替的には、各々のパルス振幅に割り当てられる加重係数は、ＮＩＢＰ波形から検出される他のパルスに比較したパルスの大きさ、高さ及び形状のような様々な振動パルス・パラメータ及び／又はプレチスモグラフ・パルス・パラメータに依存していてもよい。

所載のシステム及び方法を用いることにより、ＮＩＢＰ監視システムは、測定の精度を犠牲にせずに、患者から血圧推定値を得るのに必要とされる時間量を短縮する。明確に述べると、各々の振動パルスから単一のみの振幅測定を得つつ、各々の振動パルスの一部を用いて血圧加圧帯を減圧することにより、ＮＩＢＰ監視システムは、血圧推定値を得るのに必要とされる時間量を著しく短縮することができる。

図面は、本発明を実施するのに現状で思量される最良の態様を示す。

図１は、従来の構成の非侵襲型血圧（ＮＩＢＰ）監視システム１０を全体的に示す。ＮＩＢＰ監視システム１０は、患者１６の腕１４に配置された血圧加圧帯１２を含んでいる。血圧加圧帯１２は膨張及び収縮させることができ、完全に膨張した状態では患者１６の上腕動脈を塞ぐ。排気２０を有する減圧弁１８を用いて血圧加圧帯１２を減圧するにつれて、動脈閉塞は徐々に開放される。減圧弁１８による血圧加圧帯１２の減圧は、中央プロセッサ２２によって制御線２４を介して制御される。

圧力変換器２６がダクト２８によって血圧加圧帯１２に結合されており、加圧帯１２の内部の圧力を感知する。従来の振動式手法によれば、圧力変換器２６を用いて、加圧帯の下の動脈の圧力変化によって発生される加圧帯１２の圧力振動を感知する。圧力変換器２６からの電気的な振動信号は、中央プロセッサ２２によって、アナログからディジタルへの変換器を用いて接続線３０を介して得られる。

空気圧縮機又は圧縮ガス・ボンベのような加圧空気源３２が、ダクト３４によって接続されている。空気圧縮機を組み入れた実施形態では、空気圧縮機はダクト３８に直接結合されている。しかしながら、加圧空気源が圧縮ガス・ボンベによって供給される場合には、空気源３２とダクト３８との間に加圧弁３６が配置される。加圧弁３６の動作は、中央プロセッサ２２によって制御線２４を介して制御される。このように、血圧加圧帯１２の膨張及び収縮は、中央プロセッサ２２によって、減圧弁１８及び加圧弁３６を介してそれぞれ制御される。

本発明の原理の観点から、血圧データを生成し、選択随意でアーティファクト・データを拒絶するための第一の圧力変換器２６からの振動信号の中央プロセッサ２２による処理は、上で参照したRamseyの米国特許第４，３６０，０２９号（特許文献１）及び同第４，３９４，０３４号（特許文献２）の従来技術の教示に従って行なわれ得る。代替的には、血圧は、Medero等の米国特許第４，５４３，９６２号、Mederoの同第４，５４６，７７５号、Hood, Jr.等の同第４，４６１，２６６号、Ramsey, III等の同第４，６３８，８１０号（特許文献３）、Ramsey, III等の同第４，７５４，７６１号、Ramsey, III等の同第５，１７０，７９５号、Ramsey, III等の同第５，０５２，３９７号、Mederoの同第５，５７７，５０８号、及びHersh等の同第５，５９０，６６２号の教示に従って決定されてもよい。尚、これらの特許の全てが本出願と共通の譲受人に譲渡されており、その開示を参照により本出願に援用する。いずれにせよ、アーティファクトではなく心搏から生ずる生理学的に妥当な加圧帯圧力振動を用いて血圧決定が行なわれるように、公知の手法の任意のものを用いて各々の加圧帯圧力において受信される振動複合体の品質を決定することが望ましい。

図１に示すＮＩＢＰ監視システム１０の通常の動作時には、血圧加圧帯１２は最初に患者１６に配置され、典型的には、被検体の上腕１４の上腕動脈の上にに巻き付けられる。測定サイクルの初めに、血圧加圧帯１２を膨張させて上腕動脈を完全に塞ぐ圧力すなわち心臓サイクルの任意の点において血液が上腕動脈を流れるのを妨げる圧力にする。図２において、初期膨張圧を参照番号４０によって示している。

血圧加圧帯が初期膨張圧４０まで膨張した後に、減圧弁を中央プロセッサによって作動させて、加圧帯を一連の圧力段階４２で減圧する。各々の圧力段階４２については様々な値を用いてよいが、説明のための例では、各々の圧力段階４２は典型的には、約８ｍｍＨｇである。

各々の圧力段階４２の後に、ＮＩＢＰ監視システムは、カレントの加圧帯圧力レベルについて２個の振動パルスの振幅４４を検出して記録する。圧力変換器は、加圧帯内部圧力を測定して、血圧振動複合体の特徴を表わすアナログ信号を与える。複合体信号のピーク値は、中央プロセッサの内部で決定される。

加圧帯圧力が初期膨張圧から低下するのに伴って、ＮＩＢＰ監視システムは圧力振動４４を検出し、カレントの加圧帯圧力についての圧力振動を記録する。次いで、ＮＩＢＰ監視システムの内部の中央プロセッサは、ＭＡＰ４６、収縮期圧４８及び拡張期圧５０を算出することができる。

測定サイクルが進むにつれて、振動パルスのピーク振幅は一般的には、単調に増大して最大に至り、次いで加圧帯圧力が完全減圧に継続的に向かうにつれて単調に減少して、図２の釣り鐘型グラフ４５に示すようになる。加圧帯圧力振動複合体のピーク振幅、及び対応する加圧帯の塞ぐ圧力値は、中央プロセッサのメモリに保持される。振動式測定は中央プロセッサによって用いられて、公知の態様で平均動脈圧（ＭＡＰ）４６、収縮期圧４８拡張期圧５０を算出する。

図１に戻り、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得る感知システム５２を含んでいる。図１に示す本発明の実施形態では、感知システム５２は、患者１６のＳｐＯ_２値を決定するために患者１６に配置された指プローブ５６を有するパルス・オキシメータ監視システム５４である。

パルス・オキシメータ監視システム５４はＳｐＯ_２プレチスモグラフ信号を発生し、この信号は通信線５８を介してＮＩＢＰ監視システム１０の中央プロセッサ２２に与えられる。患者のＳｐＯ_２値を与えることに加えて、パルス・オキシメータ・モニタ５４は、患者の心臓の搏動から各々生ずる一連の時間間隔を空けたパルス６２を含むプレチスモグラフ波形６０（図３）を得る。指プローブ５６は患者１６に取り付けられているので、パルス・オキシメータ監視システム５４は継続的に患者を監視して、一連の時間間隔を空けたパルス６２を有する連続的なプレチスモグラフ波形６０を発生する。

図３に示すように、ＮＩＢＰ監視システムが患者から血圧を得るように起動されるときに、ＮＩＢＰ監視システムは、患者の心搏に各々対応する一連の振動パルス６６を同じく含むＮＩＢＰ波形６４を得る。プレチスモグラフ波形６０及びＮＩＢＰ波形６４の両方が、患者の心搏に対応する一連の間隔を空けたパルスを含んでいるので、プレチスモグラフ・パルス６２の各々の持続時間は一般的には、振動パルス６６の持続時間に対応している。しかしながら、ＮＩＢＰ監視システムの血圧加圧帯は典型的には、パルス・オキシメータ監視システムの指プローブよりも患者の心臓の近くに位置しているため、振動パルス６６は一般的には、対応するプレチスモグラフ・パルス６２よりも矢印６８によって示す時間差ΔＴだけ先行する。ＮＩＢＰ波形６４が雑音又はアーティファクトを殆ど含まずに得られる場合には、振動パルス６６の各々は一般的には、対応するプレチスモグラフ・パルス６２よりも同じ時間差ΔＴだけ先行するものとなる。ΔＴは一つの圧力段階では一定に留まるが、ΔＴは加圧帯圧力と共に変化して、パルスをゲートするための適正なゆとりが設けられる。

前述のように、図１に示すパルス・オキシメータ監視システム５４は、一連の時間間隔を空けた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に伝達する。プレチスモグラフ波形６０を受信すると、中央プロセッサ２２は波形内に含まれるパルスの各々に対して様々なタイミング計算を実行することができる。一例として、中央プロセッサは、図３に最も分かり易く示すように、個別のプレチスモグラフ・パルス６２の各々について拡張期点７０から収縮期ピーク７２までのタイミング時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、収縮期ピーク７２から次のパルス６２の拡張期点７０までの時間量を決定することができる。中央プロセッサは連続的な一連のプレチスモグラフ・パルス６２を受信しているので、中央プロセッサは、拡張期点７０から収縮期ピーク７２までの立ち上がり、及び続く収縮期ピーク７２から次の拡張期点７０までの立ち下がりについて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は持続時間についてＮＩＢＰ波形６４からの振動パルス６６に対応しているため、プレチスモグラフ・パルスから算出された時間をＮＩＢＰ監視システム１０によって用いて、ＮＩＢＰ監視システムの動作を最適化することができる。

拡張期点７０から収縮期ピーク７２までのタイミング時間をプレチスモグラフ波形６０から計算されたものとして図３に示しているが、振動パルス６６の各々がプレチスモグラフ・パルス６２と同じ持続時間を有するので、同じタイミング時間がまた、ＮＩＢＰ波形６４を用いることにより算出されてもよいことを理解されたい。このように、タイミング時間、及びパルスの各々の内部での他の時間に基づく期間を、プレチスモグラフ波形６０又はＮＩＢＰ波形６４のいずれからも算出することができる。加えて、パルスに基づくタイミング時間を、ＥＣＧのような他の信号から算出することもできる。

図４を参照すると、同図にはＮＩＢＰ波形から単離された典型的なＮＩＢＰ振動パルス６６が示されている。図４に示すように、中央プロセッサは、矢印７４によって表わされているタイミング時間Ｔ１を算出することができる。タイミング時間Ｔ１は拡張期点７０で開始して、振動パルス６６の収縮期ピーク７２を僅かに過ぎるまで延在している。タイミング時間Ｔ１に続いて、中央プロセッサはまた、タイミング時間Ｔ１の直後に開始して次の振動パルス６６の拡張期点７０まで延在する減圧時間Ｔ２を算出する。典型的な患者について、脈搏数が分当たり６０と仮定すると、タイミング時間Ｔ１はパルス周期の約３分の１に相当し、減圧時間は近似的にパルス周期の３分の２に相当する。このように、説明のための例として述べると、タイミング時間Ｔ１は０．３３秒よりも僅かに長く、減圧時間Ｔ２は０．６７秒よりも僅かに短い。これらの値は言うまでもなく、各々の個別の患者毎に異なる。

前述のように、ＮＩＢＰ監視システムは、患者の血圧の測定時に検出される振動パルスの各々について振動パルス振幅を得る。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）までのパルスの高さとして測定される。このように、図４に分かり易く示すように、ＮＩＢＰ監視システムは、収縮期ピーク７２の直後まで延在するタイミング時間Ｔ１での圧力変換器からの信号を解析することにより、パルス振幅を決定することができる。収縮期ピーク７２の後には、各々の振動パルス６６の残部は振動パルス振幅を決定することには無関係である。本発明によれば、振動パルス６６の残部を用いて減圧時間Ｔ２に血圧加圧帯を減圧する。

図６に移ると、同図にはＮＩＢＰ監視システムが本発明に従って運転されているときのＮＩＢＰ波形６４及び加圧帯圧力７６の図が示されている。最初に、加圧帯圧力７６は、第一の振動パルス６６ａの間に第一の圧力レベル７８にある。タイミング時間Ｔ１に、ＮＩＢＰ監視システムは、振動パルス６６ａについて振動パルス振幅を決定する。

一旦、タイミング時間Ｔ１が終了したら、ＮＩＢＰ監視システムの減圧弁を開いて、加圧帯圧力グラフ７６の下降部分８０に示すように、加圧帯圧力を第一の圧力レベル７８から減圧する。明確に述べると、減圧弁を加圧帯減圧時間Ｔ２にわたって開き、減圧弁が開いている時間に基づいて加圧帯圧力を低下させる。前述のように、加圧帯減圧時間Ｔ２は、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ波形から算出されており、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よりも僅かに短くなるように選択されている。

図６に示すように、加圧帯圧力７６は、次の振動パルス６６ｂの開始の前に第二の圧力レベル８２まで降下する。第二の振動パルス６６ｂのタイミング時間Ｔ１に、ＮＩＢＰ監視システムは第二の圧力レベル８２の振動パルス振幅を再び計算する。タイミング時間Ｔ１の終了後に、加圧帯圧力は圧力が第三の圧力レベル８４に達するまで減圧時間Ｔ２にわたって再び減圧される。この過程を、ＮＩＢＰ監視システムが加圧帯圧力を拡張期圧よりも低い圧力に低下させるまで繰り返して、患者についての血圧推定値を算出することができる。

図６に示す本発明の実施形態では、それぞれの圧力レベル７８、８２及び８４の間の圧力段階の各々は、減圧時間Ｔ２に血圧加圧帯から圧力を開放する減圧弁の能力によって決まる。矢印８６によって示すような圧力レベルの各々の間の圧力低下の量は、減圧弁の物理的特性によって決まる。本発明の一実施形態では、減圧弁は、１８ｍｍＨｇ〜２３ｍｍＨｇの圧力レベルを近似的に０．３１秒間で低下させることが可能である。減圧時間Ｔ２は０．３秒間〜０．６秒間の範囲にあり得るので、圧力レベルの各々からの圧力段階は、１８ｍｍＨｇ〜２３ｍｍＨｇとなり得る。しかしながら、ＮＩＢＰ監視システムのプロセッサはまた、血圧加圧帯の圧力を低下させる時間が減圧時間Ｔ２よりも短い限り、任意の所望の圧力量で圧力レベルを低下させるように減圧弁を制御し得ることを理解されたい。

上述のように、ＮＩＢＰ監視システムは、圧力レベル７８、８２及び８４の各々において単一のみの振動パルス振幅を記録するように作用する。加えて、加圧帯圧力レベルは、各々の振動パルス６６の後半の間に次の圧力レベルまで減圧されて、次いで振動パルス振幅が次の振動パルスについて記録され得るようにする。この態様で、患者の振動包絡線を得るのに必要とされる時間量は、図２に示すＮＩＢＰ監視システムの典型的な動作に比較して大幅に短縮され得る。

上述の本発明の実施形態では、加圧帯減圧時間Ｔ２は、収縮期ピークに続いてＮＩＢＰ振動パルスの各々の後半であるものとして記載されている。しかしながら、圧力レベルが次の振動パルスの開始の前までに確実に安定化しているように、加圧帯減圧時間を時間Ｔ２よりも短くすることも思量される。代替的には、減圧時間を（Ｔ１＋２＊Ｔ２）のように減圧時間Ｔ２よりも大きい値まで増大させてもよい。加圧帯減圧時間が所載のように延長される場合には、振動パルス振幅は、ＮＩＢＰ波形の内部の一つ置きのパルスから得られる。振動パルス振幅が一つ置きのパルスで決定される場合にも、患者から血圧推定値を得るのに必要とされる時間量はやはり、各々の圧力レベルから二つの振動振幅を得ることを必要としていた図２に示す従来技術の方法よりも大幅に短縮する。

ＮＩＢＰ監視システム１０が上述の方法に従って動作させられるときに、各々の圧力レベルの間の圧力段階は、圧力レベルの間の従来の典型的な圧力段階よりも小さいものと思量されているので、さらに多数の振動パルス振幅がさらに多数の圧力レベルにわたって得られる。この態様で、かなりの数のパルス振幅がさらに多数の加圧帯圧力にわたって収集され、処理速度について妥協せずに血圧計算の信頼性をさらに高めることができる。

ＮＩＢＰ監視システム１０が上述の態様で動作させられるときに、各々の圧力レベルで単一のみの圧力振幅が得られるため、各々の圧力レベルでのパルス振幅突き合わせの概念は排除される。ＮＩＢＰパルス波形の不規則性は雑音又はアーティファクトの結果であり得るため、各々の振動パルスを解析する代替的な方法を開発した。前述のように、図５に戻ると、各々の振動パルス６６は一般的には、血圧加圧帯に対する指プローブの物理的位置の結果として、対応するＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルス６２よりも時間差ΔＴだけ先行する。図５（Ａ）及び（Ｂ）は、患者の指プローブの異なる位置から結果として生ずる異なるΔＴを示している。さらに、加圧帯及びＳｐＯ_２センサの相対位置に依存して、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルス６２が加圧帯振動パルス６６よりも先行し得ることも思量される。

ＮＩＢＰ監視システムの動作時に、ＮＩＢＰパルス６６の振動パルス振幅は、中央プロセッサによるＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルス６２の検出に先立って決定される。従って、中央プロセッサは、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルス６２の検出に先立ってＮＩＢＰパルス６６のパルス振幅を記憶していなければならない。本発明の好適実施形態によれば、中央プロセッサは、プレチスモグラフ波形を監視して、パルス６２が時間差ΔＴプラス又はマイナス何らかの量の時間オフセット以内に検出された否かを判定する（前述のように、この時間オフセットは、加圧帯圧力又はＳｐＯ_２センサの配置に伴うΔＴの変化を勘案するのに十分なものとする。ΔＴの初期推定値は、血圧加圧帯の膨張時の振動パルスのタイミングとプレチスモグラフ・パルスのタイミングとを比較することにより得てもよいし、且つ／又は以前の圧力段階でのＮＩＢＰ決定の進行を介して学習されてもよい。）。ＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルス６２が時間差ΔＴ以内に検出されたら、ＮＩＢＰパルス６６は有効とされて記憶された振幅及び加圧帯圧力は中央プロセッサのメモリ内に保たれる。しかしながら、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルスが時間差以内に検出されなければ、ＮＩＢＰパルス６６はアーティファクトとされて、ＮＩＢＰパルスからの振幅情報はＮＩＢＰ決定には用いられない。

ＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルスが検出されないときにＮＩＢＰ振幅を完全に拒絶する代替として、決定されたＮＩＢＰパルス振幅に対し、ＮＩＢＰパルス６６の品質に応じて加重係数を割り当てることもできる。一例として、ＮＩＢＰパルス６６の大きさ、形状及び振幅を前回受信されたパルスと比較して、パルスの品質に基づいて振幅測定に対して加重値を割り当てることができる。加重係数は０〜１０にわたっていてよく、０は完全に拒絶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られるパルスである。加重係数が何らかの予め決められた閾値よりも大きい場合には、パルスは血圧の計算に用いられる。従って、プレチスモグラフ・パルスの遅延のため加圧帯パルスの利用が支持されない場合でも、他の規準がさらに重要となって、加圧帯振動振幅の破棄を覆す（オーバライド）ことができる。

ＮＩＢＰパルスの前又は後のいずれかの時間差ΔＴ以内のプレチスモグラフ・パルスの存在を監視する方法を、各々のパルスの減圧時間に血圧加圧帯を減圧する方法と共に組み入れたものとして好適実施形態において記載したが、これら二つの方法は、互いに独立に具現化されてもよいことを理解されたい。一例として、血圧加圧帯は従来の定圧力段階的減圧手法を用いて減圧されることができ、ここで各々の圧力段階において単一のパルス振幅を検出する。加圧帯の減圧時に、時間差ΔＴ以内でのプレチスモグラフ・パルス６２の検出がパルス振幅の加重係数を決定する。同様に、加重係数を用いてパルス振幅の各々を分類する概念を排除して、パルス振幅を用いるべきか否かを判定するためにパルス振幅を解析する他の方法を各々の振動パルスの減圧時間での血圧加圧帯の減圧と共に組み入れることができる。

ここで図７を参照すると、同図には本発明の一実施形態によるＮＩＢＰ監視システムの動作系列を示す流れ図が示されている。図７に示すように、ＮＩＢＰ監視システムは、ステップ８８に示すようにパルス・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信する。ＮＩＢＰ監視システムの中央プロセッサは、ステップ９０においてプレチスモグラフ波形の一部として受信されるＳｐＯ_２パルスに基づいてタイミング時間Ｔ１及び減圧時間Ｔ２の両方を計算する。前述のように、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルスから算出されるタイミング時間Ｔ１及び減圧時間Ｔ２は、図４に示す加圧帯振動パルス６６の内部の同じ時間に対応している。従って、代替的な実施形態では、時間Ｔ１及びＴ２をＮＩＢＰ振動パルス６６から算出してもよい。

一旦、タイミング時間Ｔ１及び減圧時間Ｔ２が算出されたら、ＮＩＢＰ監視サイクルがステップ９２で開始して、中央プロセッサは、ステップ９４において第一の振動パルスの開始を監視する。

第一の振動パルスを受信すると、ＮＩＢＰ監視システムの中央プロセッサは、ステップ９６に示すように、タイミング時間Ｔ１に振動パルス振幅を算出して、振動パルス振幅及びカレントの加圧帯圧力レベルをメモリの内部に記憶する。タイミング時間Ｔ１の満了に直ちに続いて、中央プロセッサは、ステップ９８に示すように、減圧弁を開いて、血圧加圧帯を減圧時間Ｔ２にわたって収縮させる。前述のように、減圧時間Ｔ２は、タイミング時間Ｔ１の満了に直ちに続く次の振動パルスの拡張期点までの時間量である。代替的には、減圧時間Ｔ２は、ＮＩＢＰ監視システムの動作に依存して僅かに増減してもよい。

血圧加圧帯が減圧されるにつれて、ＮＩＢＰ監視システムの中央プロセッサは、ステップ９９において、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルスの開始を最初に検出する。一旦、パルスが検出されたら、中央プロセッサは、ステップ１００に示すように、ＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルスが時間差ΔＴプラス又はマイナス小さいオフセット以内に検出されたか否かを決定するように監視する。図５に示すように、時間差ΔＴは定数であり、血圧加圧帯及び指プローブの物理的配置に依存する。このように、振動パルス６６が実際の患者心搏から生ずる場合には、対応するＳｐＯ_２パルス６２が時間差ΔＴ以内に続く。ＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルスが時間差ΔＴ以内に検出されなければ、プロセッサは、ステップ１０２において、加圧帯パルスが患者の血圧の計算に役割を果たすか否かを判定する別の規準に基づく加重係数を、記憶されているパルス振幅に割り当てる。ＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルスが時間ΔＴ以内に検出された場合には、ステップ１０６において、加重係数はやはり加圧帯パルス振幅に割り当てられるが、この加重係数ＳｐＯ_２パルスが適当な時間内に検出されない場合のものよりも遥かに大きいものとなる。

ステップ１００においてＳｐＯ_２プレチスモグラフ・パルスが検出されたら、ＮＩＢＰ監視システムは、ステップ１０６においてパルスの形状、大きさ及び他のパラメータを決定して、パルスに加重係数を割り当てる。加重係数の割り当ては、従来技術において周知のように、検出されたパルスの様々なパラメータに基づいていてよい。

ステップ１０２又は１０６のいずれかでの加重係数の割り当てに続いて、ＮＩＢＰ監視システムは、ステップ１０８において、拡張期圧に達したか否かを判定する。拡張期圧に達していなければ、システムはステップ９４に戻って次の振動パルスを検出する。しかしながら、拡張期圧に達したら、システムはステップ１１０において患者の血圧を算出する。ステップ１１０での患者の血圧の計算は、記録された圧力振幅及び割り当てられた加重係数に依存している。振動パルス振幅に基づく患者血圧の計算は、前述の特許に記載されているように周知である。

この書面の記載は、最良の態様を含めて実例を用いて本発明を開示すると共に、あらゆる当業者が本発明を製造して利用することを可能にしている。本発明の特許付与可能な範囲は、特許請求の範囲によって画定されており、当業者に想到される他の例を含み得る。かかる他の例は、特許請求の範囲の逐語的文言と異ならない構造的要素を有している場合、又は特許請求の範囲の逐語的文言と非実質的な相違しかない等価な構造的要素を含んでいる場合には、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モニタ及びパルス・オキシメータ監視システムを用いた患者の血圧を監視するシステムのブロック図である。一連の圧力段階の各々において少なくとも二つの振動パルス振幅を得ることによりＮＩＢＰモニタを動作させる従来技術の方法を示すグラフである。ＮＩＢＰ波形及びＳｐＯ_２プレチスモグラフ波形の図形的比較を示す図である。単一のＮＩＢＰパルスの詳細図である。同じ患者心搏についてＮＩＢＰ振動とプレチスモグラフ・パルスとの間の時間差を示す図である。ＮＩＢＰ振動の「減圧時間」での血圧加圧帯の減圧のタイミングを示す拡大図である。ＮＩＢＰモニタ及びパルス・オキシメータ・センサを用いて患者の血圧を決定するために本発明のシステム及び方法によって用いられる動作系列を示す流れ図である。

符号の説明

１０ＮＩＢＰ監視システム
１２血圧加圧帯
１４腕
１６患者
１８減圧弁
２０排気
２２中央プロセッサ
２４制御線
２６圧力変換器
２８ダクト
３０接続線
３２加圧空気
３４ダクト
３６加圧弁
３８ダクト
４０初期膨張圧
４２圧力段階
４３最終圧力
４４振動振幅
４５グラフ
４６ＭＡＰ
４８収縮期圧
５０拡張期圧
５２感知システム
５４パルス・オキシメータ監視システム
５６指プローブ
５８通信線
６０プレチスモグラフ波形
６２プレチスモグラフ・パルス
６４ＮＩＢＰ波形
６６振動パルス
６８矢印
７０拡張期点
７２収縮期ピーク
７４タイミング時間の矢印
７６加圧帯圧力
７８第一の圧力レベル
８０下降部分
８２第二の圧力レベル
８４第三の圧力レベル
８６矢印
８８、９０、９２、９４、９６、９８、９９、１００、１０２、１０６、１０８、１１０ステップ

Claims

患者（１６）の血圧を監視する方法であって、
選択的に膨張及び収縮が自在である血圧加圧帯（１２）と、前記患者から振動パルス（６６）を検出する少なくとも１個の圧力変換器（２６）とを有する非侵襲型血圧（ＮＩＢＰ）モニタ（１０）を設けるステップと、
患者心搏を各々表わす一連の時間間隔を空けたプレチスモグラフ・パルス（６２）を有する前記患者のプレチスモグラフ波形（６０）を取得するステップと、
前記血圧加圧帯（１２）を初期膨張圧（４０）まで膨張させるステップと、
前記血圧加圧帯（１２）を一連の圧力段階を経て減圧するステップと、
各々の圧力段階毎に振動パルスの開始（６６）を検出するステップと、
各々の圧力段階毎に前記圧力変換器（２６）からの前記検出された振動パルス（６６）の振幅（４４）を決定するステップと、
共通の患者心搏から得られる前記振動パルス（６６）の検出と前記プレチスモグラフ・パルス（６２）の検出との間の平均時間差を決定するステップと、
前記振動パルス（６６）の振幅（４４）を記憶するステップと、
各々の圧力段階毎に前記振動パルス（６６）の検出に続く前記平均時間差以内の前記プレチスモグラフ・パルス（６２）の存在を監視するステップ（１００）と、
前記プレチスモグラフ・パルス（６２）と前記加圧帯振動パルス（６６）との間のタイミングに基づいて前記記憶された振幅に加重係数（１０６）を割り当てるステップと
を備えた方法。
記憶された振動振幅を、前記加重係数に基づいて選択的に破棄するステップと、
各々の圧力段階毎に決定された残りの振動パルスの振幅に基づいて前記患者の収縮期圧（４９）、平均動脈圧（４６）及び拡張期圧（５０）を決定するステップ（１１０）と
をさらに含んでいる請求項１に記載の方法。
前記振動パルス（６６）と前記プレチスモグラフ・パルス（６２）との間の前記時間差は、前記血圧加圧帯（１２）に対して末梢側に配置されるパルス・オキシメータ・センサ（５６）を用いることにより得られる、請求項１に記載の方法。
前記振動パルス（６６）と前記プレチスモグラフ・パルス（６２）との間の前記平均時間差は、カレントの振動パルスの検出に先立って前記血圧加圧帯（１２）の初期膨張時に受信された情報を用いて決定される、請求項１に記載の方法。
前記振動パルス（６６）と前記プレチスモグラフ・パルス（６２）との間の前記平均時間差は、前の加圧帯圧力段階時に受信された情報を用いて決定される、請求項１に記載の方法。
前記患者心搏の拡張期点（７０）から前記プレチスモグラフ・パルス又は前記振動パルスのピーク（７２）までの時間量であるタイミング時間（７４）を決定するために、前記プレチスモグラフ・パルス（６２）又は前記振動パルス（６６）のいずれかの１又は複数を解析するステップと、
前記圧力変換器（２６）からの前記振動パルス（６６）の開始を検出するステップと、
前記振動パルス（６６）の前記タイミング時間（７４）に前記振動パルス（６６）の振幅（４４）を決定するステップと
をさらに含んでいる請求項１に記載の方法。
各々の圧力段階毎に単一のみの振動パルス（６６）の振幅（４４）を決定するステップと、
各々の圧力段階毎に決定された前記振動パルス（６６）の前記記憶された振幅に基づいて前記患者の収縮期圧（４８）、平均動脈圧（４６）及び拡張期圧（５０）を決定するステップと
をさらに含んでいる請求項６に記載の方法。
患者（１６）の血圧を決定するシステムであって、
中央プロセッサ（２２）及び表示器を含む非侵襲型血圧（ＮＩＢＰ）モニタ（１０）と、
前記患者（１６）に配置することが可能であり、前記ＮＩＢＰモニタ（１０）により選択的に膨張及び収縮が自在である血圧加圧帯（１２）と、
該血圧加圧帯（１２）に付設されて、前記中央プロセッサ（２２）に結合されており、前記患者の各々の心搏毎に前記患者から振動パルス（６６）を検出するように動作可能である圧力変換器（２６）と、
患者心搏を各々表わす一連の時間間隔を空けたプレチスモグラフ・パルス（６２）を有するプレチスモグラフ波形（６０）を供給するように構成されている感知システム（５２）と
を備えており、
前記中央プロセッサ（２２）は、各々の振動パルス（６６）について振幅（４４）を決定し、共通の患者心搏についての前記振動パルス（６６）と前記プレチスモグラフ・パルス（６２）との間のタイミング比較に基づいて、前記振幅（４４）を記録して該振幅（４４）に加重する、
システム。
前記感知システム（５２）はパルス・オキシメータ・センサ（５４）である、請求項８に記載のシステム。
前記中央プロセッサ（２２）は、初期膨張圧（４０）から一連の圧力段階において前記血圧加圧帯（１２）を減圧し、前記中央プロセッサ（２２）は、各々の圧力段階毎に単一のみの振動パルスについて振幅（４４）を決定する、請求項８に記載のシステム。