JP2013509226A - 連続非侵襲血圧デバイスからの信号を強化し分析する装置及び方法 - Google Patents

Abstract

血圧信号を強化するシステム及び方法が開示される。フォトプレスチモグラフィ（ＰＰＧ）システムによって手指の動脈の体積を測定する。ＰＰＧシステムはＰＰＧ信号を生成する。このＰＰＧシステムはカフの内部に配置されており、ＰＰＧ信号によってカフの圧力が制御される。次いで、予め規定されたしきい周波数よりも高い周波数を有するＰＰＧ信号の部分又は成分を、この高周波成分に較正係数を乗じることなどによって変更し、又は強化する。次いで、カフ圧力及び変更されたＰＰＧ信号を使用して血圧信号を計算する。次いで、血圧輪郭曲線を作成することができ、この曲線を使用してさまざまなパラメータを計算することができる。

Description

本出願は、その内容の全体が参照によって本明細書に組み込まれる、２００９年１０月２９日に出願した米国特許仮出願第６１／２５６，０８１号及び米国特許仮出願第６１／２５６，１１０号の優先権を主張するものである。

本発明は一般に血圧を測定する方法に関し、より具体的には、血圧信号が強化される（ｅｎｈａｎｃｅｄ）連続非侵襲動脈圧（ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ ａｒｔｅｒｉａｌ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）（ＣＮＡＰ）測定に関する。

脈波輪郭分析（ｐｕｌｓｅ ｃｏｎｔｏｕｒ ａｎａｌｙｓｉｓ）（ＰＣＡ）は、血圧パルス、特に脈波の輪郭からパラメータを計算するプロセスである。ＰＣＡは、血圧（ＢＰ）を測定することから始まる。

血圧はいくつかの方法で測定することができる。１つの実例として、標準非侵襲血圧計（ｓｔａｎｄａｒｄ ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ ｓｐｈｙｇｍｏｍａｎｏｍｅｔｅｒ）（ＮＢＰ）を上腕又は手首に取り付けることができる。ＮＢＰは動脈に圧力をかけ、それによって動脈は収縮し、血流を制限する。圧力を解放すると動脈内の血流は元に戻り、収縮期血圧及び拡張期血圧を測定することができる。ＮＢＰはＢＰを間欠的に測定するものであって、ＢＰを連続的には測定せず、そのため、ＮＢＰをＰＣＡに対して使用することはできない。

血圧を測定する他のデバイスは、赤外光源と、パルス・オキシメトリ（ｐｕｌｓｅ ｏｘｉｍｅｔｒｙ）からも知られているフォトプレスチモグラフィ（ｐｈｏｔｏ−ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｉｃ）（ＰＰＧ）信号を測定する光検出器とを有する手指カフ（ｆｉｎｇｅｒ ｃｕｆｆ）である。このＰＰＧ信号は制御システムへ送られ、制御システムは、手指カフ内のカウンター圧力（ｃｏｕｎｔｅｒ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）を生成する。ＰＰＧ信号が一定に保たれているときには、このカウンター圧力が動脈内の圧力に等しいことがよく知られている。したがって、動脈内圧力の間接的な等価物であるカウンター圧力が測定される。この方法は「血管アンローディング法（Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｕｎｌｏａｄｉｎｇ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）」として知られており、この連続圧力信号はＰＣＡに対して使用することができる。

例えば動脈内カテーテルなどの侵襲性デバイスを使用して血圧を測定することもできる。動脈内変換器は、比較的に高周波数の発信（最高２００Ｈｚ）を有し、したがってＰＣＡに対して使用することができる。

脈波の輪郭から計算することができるパラメータのいくつかの実例には、一回拍出量（ＳＶ）、心拍出量（ＣＯ）、一回拍出量変動（ＳＶＶ）、脈圧変動（ＰＰＶ）、全末梢血管抵抗（ＴＰＲ）などがある。さらに、ヒトの血管の特性、例えば動脈壁硬化（ａｒｔｅｒｉａｌ ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ）に対する洞察を与える他の測定に対して、ＰＣＡを使用することもできる。したがって、測定される血圧信号はできるだけ正確であることが望ましい。

侵襲性デバイスには、患者が過度の不安及び痛みを感じるという欠点があり、非侵襲デバイスからの信号は、信号の忠実度（ｆｉｄｅｌｉｔｙ）又は正確さに問題がある。

血圧信号の忠実度を強化するシステム及び方法が開示される。一実施例では、血圧輪郭曲線を決定する方法が、ヒトの手指の動脈の上にフォトプレスチモグラフィ（ＰＰＧ）システムを配置することを含み、このＰＰＧシステムが、動脈の体積に基づくＰＰＧ信号を生成し、少なくとも１つの光源及び少なくとも１つの光検出器を含み、この方法がさらに、予め規定されたしきい周波数（ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）よりも高い周波数を有するＰＰＧ信号の成分を変更すること、並びに変更されたＰＰＧ信号を使用して血圧信号を計算することを含む。

他の実施例では、血圧輪郭曲線を決定するコンピューティング・デバイスが開示される。このコンピューティング・デバイスは、ヒトの手指の動脈の上に配置されるように適合された圧力カフであり、少なくとも１つの光源及び少なくとも１つの光検出器を有するＰＰＧシステムを含む圧力カフと、圧力センサと、カフ内の圧力を制御するコントローラとを備える。このＰＰＧシステムは、動脈の体積に基づくＰＰＧ信号を生成し、ＰＰＧ信号を使用して圧力信号が計算され、カフ及び手指にこの圧力信号が加えられる。このコンピューティング・デバイスは、予め規定されたしきい周波数よりも高い周波数を有するＰＰＧ信号の成分を変更し、カフ圧力及び変更されたＰＰＧ信号を使用して血圧信号を計算する。

他の実施例では、連続非侵襲動脈圧デバイスの望んでいない（ｕｎｄｅｓｉｒｅｄ）信号内容を除去する方法が開示される。この方法は、フォトプレスチモグラフィ（ＰＰＧ）システムを有するカフをヒトの手指の動脈の上に配置することを含み、このＰＰＧシステムが、前記動脈の体積に基づくＰＰＧ信号を生成し、この方法はさらに、このＰＰＧ信号から、ＰＰＧ信号の望んでいない部分を除去すること、及びＰＰＧ信号の残留部分（ｒｅｍａｉｎｉｎｇ ｐｏｒｔｉｏｎ）からＰＰＧ信号を再構成することを含む。

本明細書では、以下の図面を参照して本発明の例示的な実施例を説明する。

カフ圧力を制御するフォトプレスチモグラフィ（ＰＰＧ）システムを使用して血圧を測定する先行技術の血管アンローディング法（ＶＵＴ）制御システムを示す図である。 異なる一定のカフ圧力におけるＰＰＧ信号ｖ（ｔ）間の伝達関数を説明する図である。 探索（開ループ）モード及び測定（閉ループ）モードにおける残留ＰＰＧ信号ｖ（ｔ）の例示的なパルスを示す図である。 異なる制御利得及び概念を有する異なる周波数範囲を使用したブロック図である。 較正方法のブロック図である。 動脈の血管収縮によって生じた残留ＰＰＧ信号ｖ（ｔ）の変化を示す図である。 １つの時間変化入力信号及びいくつかの入力パラメータを有する先行技術の脈波輪郭分析（ＰＣＡ）を説明する図である。 新規のＰＣＡ法及びＰＣＡデバイスのブロック図である。 本出願のシステム及び方法と一緒に使用することができる例示的なコンピューティング・デバイスを示す図である。

血圧（ＢＰ）信号を測定し、強化するシステム及び方法を説明する。この変更されたより正確な信号を使用して、例えば一回拍出量（ＳＶ）、心拍出量（ＣＯ）、全末梢血管抵抗（ＴＰＲ）、動脈壁硬化など、患者のさまざまなパラメータをより正確に計算することができる。この方法は、知られている「血管アンローディング法」（ＶＵＴ）のフォトプレスチモグラフィ（ＰＰＧ）信号のＡＣ成分を抽出する。測定された圧力信号と組み合わせて、この信号は、脈波輪郭分析（ＰＣＡ）の第２の入力として使用される。

図１は、一般的なＶＵＴシステム１００及びその制御原理を示す。ＶＵＴシステム１００はＰＰＧ信号を得る目的に使用され、次いでこの得られたＰＰＧ信号を使用して、連続動脈圧と等価のカフ圧力を制御することができる。ＶＵＴシステム１００は、手指カフ１０２内に位置し、１つ又は複数の光源１０４及び１つ又は複数の光検出器１０６を有する「フォトプレスチモグラフィ」（ＰＰＧ）システムを含む。ＰＰＧ信号は、カフ１０２内の圧力を生成する制御システム１１４へ送られる。

操作する際には、ヒトの手指１０８を手指カフ１０２に入れる。手指カフ１０２は、手指１０８の動脈１１０内の血液量を測定する。収縮期に手指１０８内の血液量が増すと、コントローラ１１４は、カフの圧力によって過剰な血液量がしぼり出されるまで、手指カフ１０２の圧力ｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）を増大させる。一方、拡張期には手指内の血液量が減り、したがってコントローラ１１４はｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）を低下させて、動脈内の全体の血液量が一定に維持されるようにする。時間が経過しても血液量、したがってｖ（ｔ）は一定に維持されるため、カフ圧力ｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）と動脈内圧力ｐ_ａｒｔ（ｔ）の圧力差はゼロである。したがって、ｐ_ａｒｔ（ｔ）はカフ圧力ｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）に等しく、カフ圧力ｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）は例えばマノメータ（圧力測定器）によって容易に測定することができる。このようにして、動脈内圧力ｐ_ａｒｔ（ｔ）は間接的に測定され、測定領域（例えば手指）の動脈の血液量の変化を反映したＰＰＧ信号ｖ（ｔ）が得られる。ＰＰＧ信号が一定に保たれているときにはカウンター圧力が動脈の血液量の変化を妨げ、動脈の直径も一定である。したがって、測定の間、動脈流入（ａｒｔｅｒｉａｌ ｉｎｆｌｕｘ）は保証され、指先からの静脈還流はわずかに低減する。

いくつかの理由から、この間接測定が正確でないことがある。例えば、カフ内の圧力が動脈内の圧力に瞬時に追従しないことがあるため、ｖ（ｔ）は正確には一定ではない。したがって、カフ圧力が動脈内の圧力に追従しているとき、ｖ（ｔ）は、交流電流（ＡＣ）に似た成分（ｖ_ＡＣ（ｔ）と呼ぶ）を有する。圧力信号を生成しているとき、ＶＵＴ法はその弁システムに依存している。一般に、それらの弁システムの上カットオフ周波数は１５〜４０Ｈｚに制限されている。したがって、カフ内のカウンター圧力ｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）はしばしば、ｖ_ＡＣ（ｔ）を生成する信号源よりもゆっくりである。カフから組織への圧力結合、ポンプから弁システムへの給気及び弁システムからカフへの給気などのような追加の因子も制御システムを制限する。これらの因子はＶＵＴを制限し、残留ｖ_ＡＣ（ｔ）につながる。

さらに、脈圧は制御ループ利得（１つ又は複数）に依存し、制御ループ利得は、ＰＰＧ信号の最大振幅ｖ_ｍａｘ（ｔ）から「ＰｈｙｓｉｏＣａｌ」基準に従って計算されるか、又は経験的に選択される。これらの利得は、ｖ_ＡＣ（ｔ）をゼロにするためには必要であると考えられる無限大にはなりえない。ｖ_ｍａｘ（ｔ）から計算されるとき、このコントローラ利得は最適にはならないことがある。

ｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）、ｐ_ａｒｔ（ｔ）及びｖ_ＡＣ（ｔ）間の根底をなす機構を、一定のカフ圧力（ｐ_Ｃ１、ｐ_Ｔ、ｐ_Ｃ２）について図２に示す（それぞれ線２ｂ、２ａ、２ｃ）。一般的なＳ字形のｐ−ｖ伝達曲線（ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ ｃｕｒｖｅ）は、ｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）によって異なるＰＰＧ信号ｖ（ｔ）を生成する。ｖ_ＡＣ（ｔ）の振幅がｐ_ｃｕｆｆに依存し、ｐ_ｃｕｆｆ＝平均ＢＰのときに最も高いことはよく知られている。ｐ_ｃｕｆｆが異なればｖ（ｔ）の形状も異なる。

ＰＰＧ信号の逆特性（ｉｎｖｅｒｔｅｄ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃ）に留意されたい。光源１０４からの光は血液によって吸収される。手指の内部にある血液が多いほど（例えば収縮期）、手指を透過し、光検出器１０６によって検出される光は低減する。

真の平均ＢＰは、（アナログ信号及び時系列に関して）以下のように計算される。

上式で、Ｔは、拍動の脈間隔［秒］、Ｎは、拍動の標本ｐ_ｉの数である。

実際の測定を開始する前に平均ＢＰを検出するＶＵＴデバイスの探索モードでは、一定のｐ_ｃｕｆｆを使用する。ＰＰＧ振幅ｖ_ＡＣ（ｔ）が最大の場合のｐ_ｃｕｆｆは平均ＢＰを表す。この出発ｐ_ｃｕｆｆはいわゆる出発設定点ｐ_Ｔ０である。

測定モードの間、制御システムのループは閉じている。このことは、ｐ_ｃｕｆｆが、ｖ（ｔ）に関して及びコントローラ利得ｇに応じて交番していることを意味する。ＶＵＴの原理に従って、ｖ_ＡＣ（ｔ）の振幅は最小値まで低下している。ｖ_ＡＣ（ｔ）はゼロであることが理想的だが、利得は実数値であり、無限大ではないため、及び弁のカットオフ周波数のために、これは不可能である。

図３は、設定点ｐ_Ｔを中心に交番している、ｖ（ｔ）によって制御された機構ｐ_ｃｕｆｆを示す。制御条件は、ｖ（ｔ）、したがって手指内の血液量を一定に保つことである。ｖ（ｔ）を、ｖ_ＡＣ（ｔ）の最小振幅に維持すればよい。制御システムの逆特性に留意されたい。ＰＰＧ信号の逆特性のため、ｖ（ｔ）の増大はｐ_ｃｕｆｆを低下させ、ｖ（ｔ）の低減はｐ_ｃｕｆｆを増大させる。

いくつかの実施例では、２つ以上の制御ループを有すると有利である。図４は、そのような制御システムのブロック図を示す。この一般的な実施例では、ｖ（ｔ）を、異なる複数の周波数範囲に分割する。ｆ_ＶＬＦ及びｆ_ＬＦにカットオフ周波数を有するフィルタを用いて、拍動性ｖ_ＡＣ（ｔ）、低周波ｖ_ＬＦ（ｔ）及び超低周波ｖ_ＶＬＦ（ｔ）を得る。これらの３つの周波数範囲が異なる利得ｇ_ＡＣ、ｇ_ＬＦ及びｇ_ＶＬＦを有するとさらに有利である。これは、ｖ（ｔ）に対する最適な利得の使用を可能にする。

拍動性の残留ＰＰＧ信号ｖ_ＡＣ（ｔ）及びｖ（ｔ）の他の周波数帯、並びに制御システムの状態変数（例えば利得、カットオフ周波数など）を、測定されたｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）をｐ_＋＋（ｔ）に強化する目的に使用することができる多変量伝達関数Ｔに対して使用することができる。式（２）は、ｎ個の制御ループを使用するときのより一般的な式である。
ｐ_＋＋（ｔ）＝ｐ（ｔ）＋Ｔ［ｖ_１（ｔ），ｖ_２（ｔ）．．．ｖ_ｎ（ｔ）；ｇ_１，ｇ_２．．．ｇ_ｎ；ｆ_ｃ１，ｆ_ｃ２．．．ｆ_ｃｎ］ （２）
０．１Ｈｚよりも低い周波数範囲はｐ_＋＋（ｔ）に寄与しないことが分かっている。ｖ_ＡＣ（ｔ）及びｖ_ＬＦ（ｔ）だけが有意味な信号（ｍｅａｎｉｎｇｆｕｌ ｓｉｇｎａｌ）に寄与するため、図４に記載された実施例に対する式（２）は以下のように単純化される。
ｐ_＋＋（ｔ）＝ｐ（ｔ）＋Ｔ［ｖ_ＡＣ（ｔ），ｖ_ＬＦ（ｔ）；ｇ_ＡＣ，ｇ_ＬＦ；ｆ_ＬＦ，ｆ_ＶＬＦ］ （３）
正しい設定点が使用されているときには線形関数を使用することができる。図２〜４から分かるように、正しい設定点において、ｐ_Ｔは傾きが最大の点であり、したがって拍動性ｖ_ＡＣ（ｔ）、低周波ｖ_ＬＦ（ｔ）及び超低周波ｖ_ＶＬＦ（ｔ）は最大に達する。線形補間を以下のように近似することができる。
ｐ_＋＋（ｔ）＝ｐ（ｔ）＋Ｔ［ｖ_ＡＣ（ｔ）・ｇ_ＡＣ ｖ_ＬＦ（ｔ）・ｇ_ＬＦ］ （４）
上式で、Ｔは、線形補間後の残留伝達関数を示す。１つの実例では、Ｔを、線形化された異なるｖ（ｔ）×利得倍数間の異なるスケーリング・ファクタ（ｓｃａｌｉｎｇ ｆａｃｔｏｒ）のベクトルとすることができる。

生理的理由から、異なる部位（例えば手指、上腕、手首、脚など）で測定したとき、脈の波形は異なる。したがって、手指の動脈１１０で測定した血圧は人体の他の領域で測定した血圧とは異なるため、手指動脈圧デバイスは標準デバイスに比べて正確さに欠ける。

ＶＵＴ圧力信号ｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）を強化する１つの方法、したがってＶＵＴ圧力信号ｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）の正確さを高める１つの方法は、手指で測定された信号ｖを、標準上腕血圧計（ＮＢＰ）に対して較正する方法である。これを実行する１つの理由は、上腕は心臓の高さにほぼ近いが、手指はどこにでも置くことができるため、手指の動脈で測定したＢＰには、上腕に比べて生理的及び静水学的な固有差があることである。さらに、ＢＰの脈圧（ＰＰ）は制御ループ利得（１つ又は複数）に依存し、これらの利得は、制御システムに由来するパラメータであって、生理的パラメータではない。この利得が、ｖ_ＡＣ（ｔ）の最大振幅から「ｐｈｙｓｉｏｃａｌ」基準に従って決定されるとき、この振幅は、実際の血管緊張（ｖａｓｃｕｌａｒ ｔｏｎｅ）（血管収縮又は血管拡張）に依存する。これはＢＰに関する情報を持たない。この利得（１つ又は複数）が、システムが共振周波数で振動し始めるまで利得を増大させることによって経験的に選択されるときにも、これらの利得（１つ又は複数）は血管緊張及びシステム条件に依存する。この場合も、これはＢＰに関する情報を持たない。

ｖ_ＡＣ（ｔ）の最大振幅は、探索モードにおける一定のカフ圧力が平均ＢＰに等しいことを示しているに過ぎない。ｖ_ＡＣ（ｔ）の最大振幅は実際の血管緊張（血管収縮又は血管拡張）に依存し、したがって測定対象患者の自律神経系の状態に依存するため、この値自体は、「住居の番地表示（ｈｏｕｓｅ ｎｕｍｂｅｒ）」のようなものである。

較正方法は、直線に沿って信号を変換することを含む。
ｐ_＋＋（ｔ）＝ｋ×ｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）＋ｄ （５）
上式で、ｋ及びｄは、ＮＢＰ値から以下のように計算することができる。

上式で、ＳＢＰ及びＤＢＰは、ＮＢＰ較正デバイス（例えば上腕血圧カフ）によって測定した収縮期及び拡張期の値であり、ｓＢＰ及びｄＢＰは、較正されていない手指カフによって測定した収縮期及び拡張期の値である。

傾きｋは、ＢＰパルスをスケーリング（ｓｃａｌｉｎｇ）しているだけでなく、低血圧及び高血圧エピソード（ｅｐｉｓｏｄｅ）をもスケーリングしているため、この方法は正確さに欠ける。この改良されたＶＵＴシステムによって平均ＢＰは正しく検出されるため、このＢＰトレンドは人為的な増幅を必要としない。高いｋ値はＢＰトレンドを過大評価する。例えば、ｋ＝２のとき、４０ｍｍＨｇのＢＰの低下は８０ｍｍＨｇとして表示されることになる。このような方法を用いると負の値さえも表示されうる。さらに、この方法は、ＢＰの自然な調律、例えば０．１Ｈｚのトラウベ−ヘーリング−マイヤー波を増幅し、ＢＰの自然な調律を、非常に非生理的な調律であるかのように見せる。

図５は、ＰＰＧシステムによって測定される信号の正確さをさらに向上させる方法を示す。この方法は、あるしきい値よりも高い周波数内容、例えば０．３Ｈｚよりも高い周波数内容を有する信号の成分に、傾きｋを乗じることだけを含む。このカットオフ周波数よりも低い信号成分は増幅しない。さらにオフセットｄを加算する。したがって増幅式は以下のようになる。
ｐ_＋＋（ｔ）＝ｋ×ｐ_ＡＣ（ｔ）＋ｐ_ＬＦ（ｔ）＋ｄ （８）
上式で、ｐ_ＡＣ（ｔ）は、しきい周波数よりも大きな周波数を有する測定された圧力の成分であり、ｐ_ＬＦ（ｔ）は、しきい周波数よりも低い周波数を有する測定された圧力の成分である。

脈波周波数内容は本質的に、実際の脈拍数又は脈周波数（ｐｕｌｓｅ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）よりも高い。６０拍／分の正常な脈拍数では脈周波数が１Ｈｚであり、ヒトではこの周波数が０．５Ｈｚ（３０拍／分）まで下がる。

（例えば手指での波形から上腕での波形へ）脈の波形を伝達するために伝達関数を使用するとき、この伝達関数は、約０．３Ｈｚである最も低い可能な拍動周波数におけるその周波数範囲から始まる。それよりも低い周波数では伝達関数は一定になりうる。その伝達関数が脈周波数に依存する場合にはさらに有利であろう。これは、秒の代わりに心拍動に対して正規化することによって達成することができる。
ｐ_{ｂｒａｃｈ}（ｔ）＝Ｔ_ｎｏｒｍ（ｐ_＋＋（ｔ））＝
ｐ_{ｂｒａｃｈ}（ｔ）＝Ｔ_ｎｏｒｍ（ｋ×ｐ_ＡＣ（ｔ）＋ｐ_ＬＦ＋ｄ）＝
ｐ_{ｂｒａｃｈ}（ｔ）＝ｐ_ＬＦ＋ｄ＋Ｔ_ｎｏｒｍ（ｋ×ｐ_ＡＣ（ｔ）） （９）

式（９）から分かるように、変換しなければならないのは脈周波数内容ｐ_ＡＣ（ｔ）だけである。これは、それよりも低い周波数に対してはＴ_ｎｏｒｍが一定である（例えば１）ためである。このアルゴリズムをＰＣＡ法の一部とすることができ、このアルゴリズムは、本発明のデバイス内で計算することができる。

ＶＵＴ信号を検出し強化する、知られている方法の他の問題は、根底をなすＰＰＧシステムが、血管収縮又は血管拡張に起因する血液量の変化（血管運動による変化）を検出することができないことである。このような変化は例えば薬物によって引き起こされることがある。言い換えると、ＰＰＧシステムは、血管活動に起因するｖ（ｔ）の変化と実際の血圧の変化とを区別することができない。したがって、ＢＰ波形をさらに強化するため、アルゴリズムをして、血管運動による変化に起因する血管（例えば手指の動脈）の変化を検出してもよい。このアルゴリズムは、血管運動による活動が活発なＢＰ周波数帯、０．０２Ｈｚよりも低い超低周波（ＶＬＦ）帯を強化する。このＶＬＦ帯は、トラウベ−ヘーリング−マイヤー波（０．１Ｈｚ）及び呼吸周波数（約０．２Ｈｚ）よりも低い。トラウベ−ヘーリング−マイヤー波と呼吸周波数はともにいわゆるＬＦループ内で処理されるため、本明細書では、これらをともにＬＦ帯と呼ぶことに留意されたい。

ＶＬＦ帯は、生理的な又は薬物誘発性の血管収縮又は血管拡張に起因する血管運動による変化によって妨害される。図６は、新たなＳ字形の伝達関数を用いて示した血管収縮に起因するｖ（ｔ）の一般的な変化を示す。ｐ_ｃｕｆｆは設定点ｐ_Ｔ１のままだが、設定点ｐ_Ｔ２の方が正しいであろう。振幅は小さくなるが、血管収縮はさらに、より著しい波形の変化を生成する。ＶＬＦ帯を再構成するのにこの振舞いが使用される。

これらの血管活動がＢＰの生理的変化を引き起こすことがある。ＢＰ信号は、ＶＬＦ帯の除去及び再構成によって強化される。このアルゴリズムは、探索モードにおいて出発設定点ｐ_Ｔ０を見つけ、少なくとも１つの制御ループに対する少なくとも１つの利得係数を決定した後に制御ループが閉じられたときのその機能から始まる。ｐ_Ｔ０は実際の平均ＢＰに等しい。

既に説明したとおり、制御システムの利得は無限大にはなりえず、したがってｖ_ＡＣ（ｔ）はゼロではない。したがって、厳密にはｐ_ｃｕｆｆはｐ_ａｒｔに等しくない。ｖ_ＡＣ（ｔ）が負の場合（収縮期のｐａｒｔ）、ｐ_ｃｕｆｆはｐ_ａｒｔに追従している（ｐ_ｃｕｆｆ＜ｐ_ａｒｔ）。ｖ_ＡＣ（ｔ）がその正の（拡張期）半波にあるときには、ｐ_ｃｕｆｆはｐ_ａｒｔに先行している（ｐ_ｃｕｆｆ＞ｐ_ａｒｔ）。

利得（１つ又は複数）がゼロに設定された例を考える。図２ａに示されているこの状況では、ｐ_Ｔ０及びｐ_ｃｕｆｆが平均ＢＰにあり、ｖ_ＡＣ（ｔ）はその最大振幅を有する。負の曲線の下の面積は、拍動の正の半波の下の面積に等しい。したがって、平均ＢＰを指示するｐ_ｃｕｆｆに比べてｐ_ａｒｔの方が大きい頻度とｐ_ａｒｔの方が小さい頻度とが同じである。このことは、設定点ｐ_Ｔ０が正しいことを示している。したがって、この現象を設定点追従に使用することができる。

交番する信号の負の半波と正の半波が等しいとき、以下の式は真である。

１回の拍動全体にわたるこのｖ_ＡＣ（ｔ）のこの積分がゼロでないとき、波形は変化している。図２はこの現象を記述している。２ａは、ｖ_ＡＣ（ｔ）の正の半波と負の半波が等しいことを示しており、２ｂは、低い設定点及びより大きな負の半波を有する信号を示しており、２ｃは、高い設定点及びより大きな正の半波を有する信号を示している。

式（１０）は、設定点の変化を指示しているｎ番目の拍動に対する制御偏差Ｐ_ｎを計算する。

上式で、Ｐ_ｎ＝０→設定点は正しい
Ｐ_ｎ＜０→設定点を低く
Ｐ_ｎ＞０→設定点を高く

利得（１つ又は複数）がゼロでなく、ｐ_ｃｕｆｆがｐ_ａｒｔに先行／追従し、ｖ_ＡＣ（ｔ）が最小化されているときも、この現象は真である。血管運動による変化によってｓ字形のｐ−ｖ伝達関数が変化したときも、この現象は真である。

次に、比例制御偏差Ｐを使用してＶＬＦ帯を再構成する。そのために、比例制御偏差Ｐはさらに積分部分Ｉを必要とし、ｎ番目の拍動に対する新たな設定点は以下のとおりである。

制御ループ利得ｇ_Ｉ及びｇ_Ｐは、拍動性部分に対する利得ｇ_ＡＣ及び生理的な調律に従って決定される。

この追従（又は再構成）アルゴリズムは、高域フィルタ（例えばディジタル・フィルタ）を用いたＶＬＦ帯の除去を可能にする。（例えば）０．０２Ｈｚよりも低い全ての周波数内容を除去し、ＬＦ帯及び拍動性のＡＣ成分だけを使用する。ｖ_ＡＣ（ｔ）は、測定されたＰＰＧ信号ｖ（ｔ）からｖ_ＶＬＦ（ｔ）を差し引くことによって計算するのであって、信号ｖ_ＤＣのＤＣ成分を差し引くことによって計算するのではないことに留意されたい。

図７は、単一の時間変化入力信号と、動脈内カテーテル又は非侵襲デバイスと、いくつかの入力パラメータとを有する先行技術のＰＣＡを示す。ＰＣＡに対してＶＵＴを使用するとき、ｐ_ｃｕｆｆはｐ_ａｒｔに等しくない。これは、残留ＰＰＧ信号ｖ_ＡＣ（ｔ）によって指示される。さらに、制御システムの状態変数は血管運動による変化を指示する。この残留情報を使用してＰＣＡアルゴリズムを強化することもできる。

ｖ_ＡＣ（ｔ）のような追加の入力信号（１つ又は複数）及び（平均ＢＰに等しい）設定点ｐ_Ｔを決定するための信号を含むように拡張しなければならないため、標準ＰＣＡ法を使用することはできない。血管運動による変化のため設定値を補正しなければならないかどうかを指示するＰ_ｎが有意味な信号であることもある。血管特性を決定するために他の状態変数を使用することもできる。

図８は、ＰＣＡ法及びＰＣＡデバイスのブロック図を示す。ＶＵＴ部分は、圧力ｐ_ｃｕｆｆ（ｔ）、ｖ_ＡＣ（ｔ）及びＰ_ｎ、並びに状態変数を提供する。

この方法はさらに、強化された圧力信号ｐ_＋＋を計算する方法を含むことができる。この方法はさらに、ＣＯ、ＳＶ、ＳＶＶ、ＰＰＶ、動脈壁硬化などのようなＰＣＡパラメータを計算し、これらのパラメータ及びｐ_＋＋を提供し、表示する。この方法はさらに、標準ＮＢＰから（収縮期ＢＰ、平均ＢＰ及び拡張期ＢＰのような）間欠的なＢＰの読みを得ることができる。この方法はさらに、ＩＢＰ入力を有する他のデバイスのスケーリング・ファクタを知るために、そのようなデバイスからの励振電圧を含むことができる。

先行技術のＰＣＡ法が圧力入力又はＰＰＧ入力を１つだけ有するのに対して複数の入力信号を有するため、このＰＣＡ法は、多ポート・ネットワーク又は多ポート・アルゴリズムである。

このＰＣＡ法はこれらの複数の入力を処理する。この方法の一実施例は、最初にｐ_＋＋を計算し、次いでそのｐ_＋＋を標準ＰＣＡに対して使用する逐次モードである。この方法を使用すると、血管運動による変化に関する情報が失われることがある。したがって、好ましい実施例は、線形及び非線形の多ポート・アルゴリズムを使用する。さらに、これらのアルゴリズムは、入力時系列から信号マーカ（ｓｉｇｎａｌ ｍａｒｋｅｒ）を計算することができ、この信号マーカは例えば、曲線の下又は曲線の一部分の下の面積、信号のデューティ・サイクル、比（例えば（平均ＢＰ−拡張期ＢＰ）／（収縮期ＢＰ−拡張期ＢＰ））、拡張期減衰（ｄｉａｓｔｏｌｉｃ ｄｅｃａｙ）、これらの信号及び対数信号統計的モーメント（ｌｏｇａｒｉｔｈｍｉｃ ｓｉｇｎａｌ ｓｔａｔｉｓｔｉｃａｌ ｍｏｍｅｎｔ）の線形回帰などである。これらのマーカを、（身長、体重、年齢、性別などのような）人体計測患者情報（ａｎｔｈｒｏｐｏｍｅｔｒｉｃ ｐａｔｉｅｎｔ ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ）並びにＶＵＴ制御システムによって得られた情報及びＶＵＴ制御システムの状態変数とともに使用して、ＰＣＡパラメータを計算することができる。この計算は、多変量多項式から実施することができる。このような多変量式の重みは、生理的なアプリオリ情報から決定することができ、又は訓練セットを使用した機械学習法によって訓練することができる。

血圧信号を強化するこの方法とともに、高さ補正システムを使用することもできる。このような高さ補正システムは、血液の密度に一致した密度を有する流体で満された管を含むことができる。管の一端を心臓の高さに配置し、他端を手指カフ上に配置する。管の心臓側端に、流体が漏れることを防ぐ自由浮動膜を取り付けることができる。手指側端に配置され、流体に直接に接続された圧力センサが、静水力学的な圧力差を測定する。この高さ補正システムの圧力センサは、センサ位置において周波数信号又はディジタル信号が生成され、その信号が全体制御システムに提示されるように構築することができる。

強化された又は変更された前述の信号を他のデバイス、例えば市販の患者モニタに提供することは望ましいであろう。これらは全て標準ＩＢＰ圧力用の入力を有するからである。したがって、この非侵襲信号をスクリーン上に表示することができ、他の監視デバイスに配布することができる。大部分の患者モニタは、動脈内血圧（ＩＢＰ）を測定するための圧力変換器用のインタフェースを有する。このＩＢＰインタフェースは、血圧信号を電圧にスケーリングする目的に使用される励振電圧を提供する。この強化された信号をさらに、図９に関して説明するものなどの他のデバイス又はコンピュータに、ディジタル方式で配布することができる。同じことが、ＳＶ、ＣＯ、ＳＶＶ、ＰＰＶ、ＴＰＲ、動脈壁硬化などのような計算された全ての値、並びに強化された収縮期ＢＰ値、拡張期ＢＰ値及び平均ＢＰ値についても言える。

スケーリング範囲及びスケーリング・ファクタを決定するため、患者モニタは励振電圧を提供する。最低及び最高圧力は仕様書から知られている。この励振電圧はこの方法への入力の役割を果たすことができ、ｐ_＋＋（ｔ）又はｐ_{ｂｒａｃｈ}（ｔ）を、動脈内変換器の出力電圧を模倣する電圧ａ_＋＋（ｔ）に変換することができる。変換され、強化された信号は別のデバイスへ送られる。ａ_＋＋（ｔ）は、このデバイスのマイクロプロセッサ／コンピュータのアナログ出力によって、外部ＤＡＣによって、又はＰＷＭ出力及びそれに続くＲＣフィルタを使用することによって供給することができる。

図９は、本出願のシステム及び方法に関連付けることができる例示的なコンピューティング・デバイス２００を示すブロック図である。コンピューティング・デバイス２００は、信号の変更、値の計算及びアルゴリズムの実行を含む本出願の方法を実行することができる。

ごく基本的な構成２０１では、コンピューティング・デバイス２００が一般に、１つ又は複数のプロセッサ２１０及びシステム・メモリ２２０を含む。プロセッサ２１０とシステム・メモリ２２０の間の通信には、メモリ・バス２３０を使用することができる。

所望の構成に応じて、プロセッサ２１０は、限定はされないがマイクロプロセッサ（μＰ）、マイクロコントローラ（μＣ）、ディジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）又はこれらの任意の組合せを含む、任意のタイプのプロセッサとすることができる。プロセッサ２１０は、１次キャッシュ２１１及び２次キャッシュ２１２、プロセッサ・コア２１３、レジスタ２１４など、もう１レベルのキャッシングを含むことができる。プロセッサ・コア２１３は、算術論理ユニット（ＡＬＵ）、浮動小数点ユニット（ＦＰＵ）、ディジタル信号処理コア（ＤＳＰコア）又はこれらの任意の組合せを含むことができる。プロセッサ２１０と一緒にメモリ・コントローラ２１５を使用することもでき、又は、実施態様によっては、メモリ・コントローラ２１５をプロセッサ２１０の内部部品とすることもできる。

所望の構成に応じて、システム・メモリ２２０は、限定はされないが揮発性メモリ（ＲＡＭなど）、不揮発性メモリ（ＲＯＭ、フラッシュ・メモリなど）又はこれらの任意の組合せを含む、任意のタイプのシステム・メモリとすることができる。システム・メモリ２２０は一般に、オペレーティング・システム２２１、１つ又は複数のアプリケーション２２２及びプログラム・データ２２４を含む。例えば、ＰＰＧシステムからある入力を受け取り、それらの入力から判断を下すように、アプリケーション２２２を設計することができる。例えば、ＰＰＧシステム、ＮＢＰ及び潜在的な他のシステムから入力を受け取るように、アプリケーションを設計することができる。出力として、アプリケーション２２２は、本明細書において既に説明した方法のうちの任意の方法を実行し、より忠実度が高いＢＰ信号を提供することができる。

コンピューティング・デバイス２００は、追加の特徴又は機能、及び基本構成２０１間の通信を容易にする追加のインタフェースを有することができる。例えば、記憶インタフェース・バス２４１を介した基本構成２０１と１つ又は複数のデータ記憶デバイス２５０との間の通信を容易にするために、バス／インタフェース・コントローラ２４０を使用することができる。データ記憶デバイス２５０は、取外し可能な記憶デバイス２５１、取外しができない記憶デバイス２５２又はこれらの組合せとすることができる。少し例を挙げれば、取外し可能な記憶デバイス及び取外しができない記憶デバイスの実例には、フレキシブル・ディスク・ドライブ、ハードディスク・ドライブ（ＨＤＤ）などの磁気ディスク・デバイス、コンパクト・ディスク（ＣＤ）ドライブ、ディジタル・バーサタイル・ディスク（ＤＶＤ）ドライブなどの光ディスク・ドライブ、ソリッド・ステート・ドライブ（ＳＳＤ）及びテープ・ドライブなどがある。例示的なコンピュータ記憶媒体には、コンピュータ可読命令、データ構造、プログラム・モジュール又は他のデータなどの情報を記憶する任意の方法又は技術において実現された、揮発性及び不揮発性の取外し可能な媒体及び取外しができない媒体が含まれる。

システム・メモリ２２０、取外し可能な記憶装置２５１及び取外しができない記憶装置２５２は全てコンピュータ記憶媒体の実例である。コンピュータ記憶媒体には、限定はされないが、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、フラッシュ・メモリ若しくは他のメモリ技術、ＣＤ−ＲＯＭ、ディジタル・バーサタイル・ディスク（ＤＶＤ）若しくは他の光学記憶装置、磁気カセット、磁気テープ、磁気ディスク記憶装置若しくは他の磁気記憶デバイス、又は所望の情報を記憶する目的に使用することができ、コンピューティング・デバイス２００がアクセスすることができる他の媒体が含まれる。このようなコンピュータ記憶媒体はデバイス２００の一部とすることができる。

バス／インタフェース・コントローラ２４０を介したさまざまなインタフェース装置から基本構成２０１への通信を容易にするため、コンピューティング・デバイス２００はさらにインタフェース・バス２４２を含むことができる。例示的な出力インタフェース２６０は図形処理ユニット２６１及び音声処理ユニット２６２を含み、これらの処理ユニットは、１つ又は複数のＡ／Ｖポート２６３を介してディスプレイ、スピーカなどのさまざまな外部デバイスに情報を伝達するように構成することができる。例示的な周辺インタフェース２６０は、シリアル・インタフェース・コントローラ２７１又はパラレル・インタフェース・コントローラ２７２を含み、インタフェース・コントローラは、１つ又は複数のＩ／Ｏポート２７３を介して、入力デバイス（例えばキーボード、マウス、ペン、音声入力デバイス、タッチ入力デバイスなど）又は他の周辺デバイス（例えばプリンタ、スキャナなど）などの外部デバイスと通信するように構成することができる。例示的な通信インタフェース２８０はネットワーク・コントローラ２８１を含み、ネットワーク・コントローラ２８１は、１つ又は複数の通信ポート２８２を介した、ネットワーク通信を横切る、１つ又は複数の他のコンピューティング・デバイス２９０との通信を容易にするように構成することができる。この通信接続は通信媒体の１つの実例である。通信媒体は一般に、コンピュータ可読命令、データ構造若しくはプログラム・モジュールによって、又は搬送波若しくは他の輸送機構などの被変調データ信号中の他のデータによって具体化され、通信媒体は一般に任意の情報送達媒体を含む。「被変調データ信号」は、情報をその中にコード化するような方式で設定され又は変更されたその特性うちの１つ又は複数の特性を有する信号とすることができる。一例として、限定はされないが、通信媒体は、有線ネットワーク、直接有線接続などの有線媒体、及び音声、無線周波（ＲＦ）、赤外（ＩＲ）無線媒体などの無線媒体を含むことができる。本明細書で使用するとき、用語コンピュータ可読媒体は記憶媒体と通信媒体の両方を含むことができる。

コンピューティング・デバイス２００は、携帯電話、パーソナル・データ・アシスタント（ＰＤＡ）、パーソナル・メディア・プレーヤ・デバイス、無線ウェブ閲覧デバイス、パーソナル・ヘッドセット・デバイス、特定用途向けデバイス又は上記の機能のうちの任意の機能を含むハイブリッド・デバイスなどの小フォーム・ファクタの可搬式（又は移動式）電子デバイスの一部として実現することができる。コンピューティング・デバイス２００は、ラップトップ・コンピュータ構成と非ラップトップ・コンピュータ構成の両方を含むパーソナル・コンピュータとして実現することもできる。

医師は、心臓の高さで得た血圧値に対して使用される。手指は、静水力学的に異なる高さに置くことができるため、手指と心臓の高さの間に延ばした水を満した管によって、これらの２つの部位間の差を補正することができる。したがって、手指センサ及び心臓の高さの静水力学的な差を除去するために、高さ補正システムを使用することができる。

ある種の実施例及び用途に関して本発明を説明したが、当業者は、本発明の着想の趣旨に依然として含まれる変更、修正、改変等を認識する。そのような変更、修正、改変等は、以下の特許請求の範囲に記載された本発明の範囲に含まれることが意図されている。

Claims (22)

1. 血圧輪郭曲線を決定する方法であって、
   ヒトの手指の動脈の上にフォトプレスチモグラフィ（ＰＰＧ）システムを配置すること
   を含み、前記ＰＰＧシステムが、前記動脈の体積に基づくＰＰＧ信号を生成し、少なくとも１つの光源及び少なくとも１つの光検出器を含み、
   前記方法がさらに、
   予め規定されたしきい周波数よりも高い周波数を有する前記ＰＰＧ信号の成分を変更すること、並びに
   変更された前記ＰＰＧ信号の前記成分を少なくとも使用して血圧信号を計算すること
   を含む方法。
2. 前記手指の前記動脈にカフをあてがい、前記ＰＰＧ信号によって前記カフ内の圧力を制御し、前記カフ圧力及び前記変更されたＰＰＧ信号を使用して新たな血圧を計算する、請求項１に記載の方法。
3. 予め規定されたしきい周波数よりも高い周波数を有する前記ＰＰＧ信号の成分を変更することが、
   前記ＰＰＧ信号を、前記予め規定されたしきい周波数よりも高い周波数を有する第１の成分と、前記予め規定されたしきい周波数よりも低い周波数を有する第２の成分とに分離すること、
   前記第１の成分を変更すること、及び
   変更された前記第１の成分を前記第２の成分に加算して、変更されたＰＰＧ信号を生成すること、
   前記変更されたＰＰＧ信号及び前記カフ圧力を使用して前記血圧信号を計算すること
   を含む、請求項２に記載の方法。
4. 前記変更が、予め規定されたしきい周波数よりも高い周波数を有する前記血圧信号の成分を、ヒトの上腕の動脈上に配置された血圧計によって得た血圧値を使用して較正することを含む、請求項２に記載の方法。
5. 前記変更が、予め規定されたしきい周波数よりも高い周波数を有する前記血圧信号の成分に較正係数を乗じることを含み、前記較正係数が、ヒトの上腕の動脈上に配置された血圧計からの血圧測定値から計算される、請求項２に記載の方法。
6. 前記しきい周波数が約０.３Ｈｚである、請求項２に記載の方法。
7. 前記変更が、前記ＰＰＧ信号から、前記ＰＰＧ信号の望んでいない部分を除去すること、及び前記ＰＰＧ信号の残留部分から前記ＰＰＧ信号を再構成することを含む、請求項１に記載の方法。
8. 前記計算が人体計測パラメータを使用する、請求項２に記載の方法。
9. 前記血圧輪郭曲線から生理パラメータを計算することをさらに含む、請求項２に記載の方法。
10. 前記パラメータが、多ポート・アルゴリズムを使用することによって計算される、請求項９に記載の方法。
11. 前記パラメータが、入力信号の１つ又は複数のマーカを使用することによって計算される、請求項９に記載の方法。
12. 血圧輪郭曲線を決定するコンピューティング・デバイスであって、
    ヒトの手指の動脈の上に配置されるように適合された圧力カフであり、少なくとも１つの光源及び少なくとも１つの光検出器を有するＰＰＧシステムを含む圧力カフと、
    圧力センサと、
    前記カフ内の圧力を制御するコントローラと
    を備え、
    前記ＰＰＧシステムが、前記動脈の体積に基づくＰＰＧ信号を生成し、前記ＰＰＧ信号を使用して圧力信号が計算され、前記カフ及び前記手指に前記圧力信号が加えられ、
    前記コンピューティング・デバイスが、予め規定されたしきい周波数よりも高い周波数を有する前記ＰＰＧ信号の成分を変更し、前記カフ圧力及び変更された前記ＰＰＧ信号を使用して血圧信号を計算する
    コンピューティング・デバイス。
13. 前記コントローラから制御状態情報を受け取る、請求項１２に記載のコンピューティング・デバイス。
14. 較正デバイスから情報を受け取る、請求項１２に記載のコンピューティング・デバイス。
15. 別のデバイスからスケーリング情報を受け取る、請求項１２に記載のコンピューティング・デバイス。
16. 静水力学的補正システムから情報を受け取る、請求項１２に記載のコンピューティング・デバイス。
17. 患者から人体計測情報を受け取る、請求項１２に記載のコンピューティング・デバイス。
18. １つ又は複数の入力信号から生理パラメータを計算する、請求項１２に記載のコンピューティング・デバイス。
19. 連続非侵襲動脈圧デバイスの望んでいない信号内容を除去する方法であって、
    フォトプレスチモグラフィ（ＰＰＧ）システムを有するカフをヒトの手指の動脈の上に配置すること
    を含み、前記ＰＰＧシステムが、前記動脈の体積に基づくＰＰＧ信号を生成し、前記ＰＰＧ信号によってカフ圧力が制御され、
    前記方法がさらに、
    前記ＰＰＧ信号から、前記ＰＰＧ信号の望んでいない部分を除去すること、及び
    前記ＰＰＧ信号の残留部分から前記ＰＰＧ信号を再構成すること
    を含む方法。
20. 前記再構成が、前記ＰＰＧ信号の残留部分のうちの拍動性部分から計算される、請求項１９に記載の方法。
21. 再構成された前記ＰＰＧ信号が
    
    である、請求項２０に記載の方法。
22. 前記ＰＰＧ信号の前記望んでいない部分を有する前記ＰＰＧ信号の部分が所定の周波数よりも低い、請求項１８に記載の方法。