JP2023524469A - バイタルサイン又は健康モニタリングシステム及び方法 - Google Patents
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Abstract
本開示は、フォトプレチスモグラムへの静脈毛細血管の寄与が25%未満に低減されるパルスオキシメトリ法に関する。【選択図】図4B
Description
本開示は、患者の体に配置されたフォトプレチスモグラフィセンサを使用するパルスオキシメトリ法に関する。測定されたフォトプレチスモグラムへの静脈毛細血管の寄与は25%未満である。この静脈毛細血管の低い寄与は、フォトプレチスモグラフィセンサを患者の特定の位置、例えば背中に配置することによって、又は時間的に一致して取得された別の信号、例えばECG信号でフォトプレチスモグラムを処理することによって得ることができる。
ソフトウェア、電子装置、センサ技術、及び材料科学の進歩は、患者モニタリング技術に革命をもたらした。特に、多くのデバイス及びシステムが様々なバイタルサイン又は健康モニタリング用途で利用できるようになっている。しかしながら、パラメータ決定のための効果的なデータ収集及び/又は操作のうちの1つ又は複数を提供するバイタルサイン又は健康モニタリングデバイス及びシステムにはまだ改善が望まれる場合がある。特に、パルスオキシメトリを決定する通常の方法は、反射率のフォトプレチスモグラムの取得に基づいている。しかしながら、フォトプレチスモグラフィセンサによって収集される信号は、SpO2の決定を可能にする周期的な動脈の寄与と、動脈の寄与にランダムに重ね合わされる、したがってSpO2の決定の精度を低下させる静脈の寄与が組み合わされたものである。この現象は、「静脈シフト」としてよく知られている。
場合によっては短期若しくは長期のデータを収集及び転送する並びに/又はイベントをリアルタイム若しくは実質的にリアルタイムでモニタリングすることができる、場合によっては、多変数パラメータの決定を含み得る、堅牢で便利なモニタリングを含むように、患者及びその医師のためのさらなる代替が開発され得る。
本開示では、バイタルサイン及び健康モニタリングシステム及び方法の一般的な文脈で、「静脈シフト」を取り除く方法が特定されている。
本明細書で説明されるのは、場合によっては新生児、乳児、母親/親、アスリート、又は患者などの1人以上の個人の心臓及び/又は呼吸データの長期の感知及び/又は記録のためのパラメータ決定のためのいくつかの代替的な医療モニタリングデバイス、システム、及び/又は方法である。いくつかの代替的な実装及び用途が、本明細書の下で及び本明細書の全体を通して要約及び/又は例示される。特に、パルスオキシメトリ法が本明細書で説明される。
1つの代替的な態様では、本発明は、健康デバイスが、限定はされないが、心電図(ECG)のイオンポテンシャルの変化を測定するための電極、及び/又は1つ以上の光源と1つ以上の光検出器のうちの1つ又は様々な1つ若しくは複数を含み、場合によってはLEDとフォトダイオードのペア若しくはグループを含む、光学ベースの酸素飽和度測定のための1つ又は複数のセンサによって収集された時間的に一致する(time-concordant)測定値からの1人以上の個人の1つ又は複数の生理学的パラメータをモニタリングするように構成される実装を含み得る。
本発明の別の代替的な態様では、血圧の決定は、場合によっては脈波伝達時間の決定からなされ得る。脈波伝達時間は、心臓の圧力波が心臓から体内の他の場所に伝わるまでの時間である。次いで、脈波伝達時間の測定値を使用して血圧を推定することができる。脈波伝達時間を生成するために、ECGなどからの心拍タイミングとフォトプレチスモグラム(別名、PPG)信号を用いることができる。このような信号は、従来の又は他の開発予定のプロセス及び/若しくはデバイス又はシステムから生成され得るか、又は、このような信号は、以下にも説明するような1つ以上のウェアラブル健康モニタリングデバイスから取得され得ることに留意されたい。
別の代替的な態様では、本発明は、場合によっては、時間的に一致するパルスオキシメトリ信号及びECG信号から酸素飽和度パラメータを測定及び/又は決定するための1つ以上の方法及び/又はデバイスを含み得る。一部の実装では、ECG信号を使用して、そこから酸素飽和度の値が決定され得るパルスオキシメトリ信号の定数成分及び主要な周期的成分(例えば、DC及びAC成分)を決定するために収集され平均されるパルスオキシメトリデータの間隔又は「フレーム」を定義することができる。パルスオキシメトリセンサ及びECGセンサを備えたこのような実装の患者ウェアラブルデバイスは、このような信号取得のために患者の胸部又は代替的に患者の背中に配置されたときに特に有用であり得る。
したがって、本開示は、パルスオキシメトリ法であって、
- 患者の体にフォトプレチスモグラフィセンサを配置することと、
- 静脈毛細血管の寄与が25%未満、好ましくは15%未満、より好ましくは10%未満のフォトプレチスモグラムを測定することと、
- フォトプレチスモグラムでの動脈拍動を決定することと、
- Ratio of Ratios法を使用して末梢酸素飽和度を求めることと、
を含むパルスオキシメトリ法に関する。
- 患者の体にフォトプレチスモグラフィセンサを配置することと、
- 静脈毛細血管の寄与が25%未満、好ましくは15%未満、より好ましくは10%未満のフォトプレチスモグラムを測定することと、
- フォトプレチスモグラムでの動脈拍動を決定することと、
- Ratio of Ratios法を使用して末梢酸素飽和度を求めることと、
を含むパルスオキシメトリ法に関する。
第1の変形例において、静脈毛細血管の寄与が25%未満のフォトプレチスモグラムを測定することは、
- フォトプレチスモグラムと時間的に一致する心電図をとることと、
- 前記心電図で連続する心拍のQRS群を検出することと、
- 隣接する2つの心拍間の時間間隔にわたるフォトプレチスモグラムの一連のフレームを定義することと、
- 静脈毛細血管の寄与が25%未満、好ましくは15%未満、より好ましくは10%未満である前記時間間隔にわたるフォトプレチスモグラムを作成するべく、これらのフレームのうちの2つ以上を各時間点で集約することと、
を含む。
- フォトプレチスモグラムと時間的に一致する心電図をとることと、
- 前記心電図で連続する心拍のQRS群を検出することと、
- 隣接する2つの心拍間の時間間隔にわたるフォトプレチスモグラムの一連のフレームを定義することと、
- 静脈毛細血管の寄与が25%未満、好ましくは15%未満、より好ましくは10%未満である前記時間間隔にわたるフォトプレチスモグラムを作成するべく、これらのフレームのうちの2つ以上を各時間点で集約することと、
を含む。
第1の変形例の一実施形態において、パルスオキシメトリ法は、
- 各心拍について時間的に一致する心電図及びフォトプレチスモグラムから脈波伝達時間を求めることと、
- 10~45心拍を含む期間にわたる脈波伝達時間の標準偏差を計算することと、
- 脈波伝達時間の標準偏差から末梢酸素飽和度測定の信頼度を判定することと、
をさらに含む。
- 各心拍について時間的に一致する心電図及びフォトプレチスモグラムから脈波伝達時間を求めることと、
- 10~45心拍を含む期間にわたる脈波伝達時間の標準偏差を計算することと、
- 脈波伝達時間の標準偏差から末梢酸素飽和度測定の信頼度を判定することと、
をさらに含む。
第1の変形例の一実施形態において、好ましくは反射赤外信号に基づく波形と反射赤色光信号に基づく波形とを含む、異なる波長の2つ以上のフォトプレチスモグラフィ波形が決定される。
第1の変形例の一実施形態において、前記フォトプレチスモグラムのそれぞれの定数成分及び一次周期的成分が決定される。
第1の変形例の一実施形態において、一連のフレームを定義することは、前記心電図信号の特徴に基づいて前記フォトプレチスモグラムの間隔を定義し、このような複数の間隔にわたる前記フォトプレチスモグラムの値を平均することを含む。
第1の変形例の一実施形態において、前記フォトプレチスモグラムの前記定数成分及び前記一次周期的成分は、前記平均値から決定される。
第1の変形例の一実施形態において、前記心電図は、それぞれ前記各心拍のピーク値を有するR波信号を含み、前記間隔は、R波信号のピーク値に対して決定される。
パルスオキシメトリ法の第2の変形例において、フォトプレチスモグラフィセンサは、接着剤層によって取り囲まれた光学レンズを含み、光学レンズは、静脈毛細血管のみを圧迫するのに十分な大きさの圧力を維持するべく突き出ている。
パルスオキシメトリ法の第3の変形例において、フォトプレチスモグラフィセンサは、患者の皮膚に接着されることを意図された基板上に配置され、基板から0.1mmを超える、好ましくは0.5mmを超える厚さだけ突き出ている。
パルスオキシメトリ法の第4の変形例において、フォトプレチスモグラフィセンサは、患者の背中、好ましくは首のうなじの近く、より好ましくは椎骨上、理想的にはT1椎骨上に配置される。
4つの変形例のすべての特徴を組み合わせることができ、これにより、「静脈シフト」現象の軽減が向上する。
定義
「SpO2」は、末梢酸素飽和度を指し、これは、酸素によって占有される血流中のヘモグロビン結合部位のパーセンテージである、酸素飽和レベル(O2Sat)の推定値である。ここで、SpO2とO2Satは同等である。
「SpO2」は、末梢酸素飽和度を指し、これは、酸素によって占有される血流中のヘモグロビン結合部位のパーセンテージである、酸素飽和レベル(O2Sat)の推定値である。ここで、SpO2とO2Satは同等である。
「PPG」は、フォトプレチスモグラム、すなわち、時間の関数としてフォトプレチスモグラフィセンサによって取得された信号を指す。フォトプレチスモグラフィセンサは、光源(普通は、決定された色の可視光源又は赤外光源である発光ダイオード(LED))と、光検出器(普通は、フォトダイオード又は他の光感知センサ)を含む。ここで、PPG信号はPPGに相当し、PPGセンサはフォトプレチスモグラフィセンサを指す。
「ECG」又は「EKG」は、心電図、すなわち、心臓活動に関連付けられ、電極によって取得される電気信号を指す。特に、「リード1 ECG」は、電極によって取得され、双極肢の横方向に関連するECG信号を指す。
「ECG QRS」は、正常な心電図で見られる3つのグラフィカルな偏向の組み合わせである、QRS群を指す。
「PTT」は、心臓の脈波が体全体を移動するのにかかる時間である、脈波伝達時間を指す。特に、PTTは、心拍のECG QRS及びこの心拍に関連するPPG波形のピークからの距離として評価され得る。
「静脈シフト」は、静脈での光の吸収によるPPG信号の歪みを指す。
「集約波形」は、複数の波形を組み合わせた波形を指す。組み合わせは、好ましくは単純な和であるが、加重和又は加重平均でもあり得る。
本発明は様々な修正及び代替的な形態が可能であるが、本発明の詳細は、図面及び以下の説明において限定ではない例として本明細書に示されている。しかしながら、その意図は、本発明を説明された特定の実施形態に限定することではないことを理解されたい。その意図は、本明細書に記載されているか又は本明細書の文字通りの言葉又は図面を超えている場合であっても本明細書に含まれているかのように十分に理解できる本発明の精神及び範囲内にあるすべての修正、均等物、及び代替を包含することである。
一般に、本発明に含まれるのは、オンボディの多機能のバイオメトリックセンサである。これらのデバイスは、とりわけ、他の可能なオプションの中でも、ECG、PPG、体温、呼吸、及び活動のうちの1つ又は複数又はすべてなどの身体機能をモニタリングする。このようなデバイスは、多くの場合、接着剤、しばしば使い捨ての接着剤により、被検者の胸骨に若しくはその上に若しくはそれに隣接して若しくはその近くに或いは被検者の胸部に又は被検者の背中に、動作可能に取り付けるように構成され得る。このようなデバイスは、通常、多くの場合、これに限定されないが、ユーザに対して小型で薄く(例えば、およそ±1.5インチ×3インチ×1/4インチ又はおよそ30mm×100mm×6.3mmのオーダーであり、実際のサイズはこれに限定されないが、とりわけ、他の特徴の中でも、体のサイズ及び実際のコンポーネントの利用可能性に依存し得る)、通常、乳児から病的肥満の成人までの幅広い被検者によって装着可能であるように構成され得る。
一態様では、本発明のシステムは、心電図(別名、ECG又はEKG)、フォトプレチスモグラム(別名、PPG)、パルスオキシメトリ、体温、呼吸及び/又は患者の加速又は移動信号、及び/又は例えば心拍音又は呼吸音などの音声又は音信号のうちの1つ又は複数又はすべてなどの生理学的パラメータをモニタリングするためのデバイスを含み得る。
一部の実装では、本発明のデバイスは、とりわけ、包括的な長期の心臓モニタリング用であり得る。そのような特徴は、必ずしもそうとは限らないが、リード1 ECG、PPG、パルスオキシメータ、加速度計、温度センサ、及び/若しくはボタン又は手動の患者イベントマーキングのための他のインジケータのうちのいずれか1つ又は複数を含み得る。このようなデバイスは、バイタルサインが発生するのと同時又は非常に近い時間にバイタルサインを表示するべくリアルタイム又はほぼリアルタイムで通信するように適合され得る。他の一部の実装では、このようなデバイスは、例えば、最大約2週間の連続データを記憶することができ(しかし、代替的な実装ではより多く又は少なく実行可能である)、このデータは、一部の実装では、USB又は他の許容できるデータ接続による一例のように、無線又は有線であるかどうかにかかわらず、コンピュータ接続を介して短時間で、一例としてわずか約90秒で(しかし、代替的な実装ではより多くの又は少ない時間で実行可能である)クリニック又は他のコンピュータにダウンロードされ得る。リアルタイム又はほぼリアルタイムの実装では、データ通信は、ハードワイヤ接続を介することができ、或いはBluetooth又は他の無線データ通信によることができ、ディスプレイモニタ又は表示用のコンピュータに直接行うことができ、又はネットワーク経由で又はさらには移動体通信を介して行うことができ、ディスプレイ又は遠隔コンピュータへのさらなる通信のために1つ以上のリモートサーバ、例えば「クラウド」へのデータ通信を含み得る。コンパニオンソフトウェアデータ分析パッケージは、自動化されたイベントの取り込みを提供する及び/又は即時の若しくは遅延したローカルデータ解釈を可能にするように適合され得る。
断続的な心臓の異常は、通常、患者の身体検査中に発生しなければ、医師が検出及び/又は診断するのは難しい場合が多い。本発明のデバイスは、一部の実装において1つ又はいくつかのバイタルサインの連続的又は実質的に連続的なモニタリングであり得るものにより、この問題に対処することができる。
一部の代替的な限定ではない実装では、センサシステムは、拡張されたダイナミックレンジの信号取得回路を含み得る。PPG信号での関心ある信号は、小さな脈動波である。酸素飽和度(SpO2)レベルの計算及び導出に必要とされる分解能を得るには、この脈動波を高度に増幅しなければならない。場合によっては、モーションアーチファクトの存在下での増幅により、信号が増幅器を飽和させる可能性があり、結果的に信号損失が生じる可能性がある。例えば、12ビットのA/D(アナログ-デジタル)変換器を使用している場合、生PPG信号の測定範囲は約4096レベルであった。この増幅器と変換器の組み合わせを使用した結果が図8Aにグラフ形式で示されている。過飽和及び信号の誤表示が、丸で囲まれた領域800で示されている。この丸で囲まれた領域は、PPG信号が飽和している、又はレイリングと呼ばれることがある箇所を示す。図8Bでは、丸で囲まれた領域810は、図8Aで説明された飽和又はレイリングに起因するPPGからの信号の損失の結果として、導出されたSpO2レベルがどのように誤表示される及び/又は歪むかを示す。A/D変換器を12ビットから24ビットに高めると、ダイナミックレンジで約60dBの利得が得られる。24ビットのA/D変換器の使用は、図8A及び図8Bに示すように増幅器が飽和して結果的に導出されたSpO2レベルが歪む可能性を排除するのに役立つ可能性がある。
一部の代替的な限定ではない実装では、センサシステムは、患者の生理機能に応じて信号取得を最適化及び最大化するための動的自動利得制御を有し得る。固定利得増幅器は、すべての生理機能に適しているとは限らない。例えば、肌の色が非常に濃い患者は、比較的高いレベルの利得を必要とするが、肌の色が薄い人は、はるかに低いレベルの利得を必要とする場合がある。固定利得増幅器は、すべての生理機能についての拍動性信号を最大化及び最適化する能力を制限する場合がある。したがって、本発明のデバイスは、多くの異なるレベルの利得制御、場合によっては2、3、4、5、6、7、8、9、又はそれ以上の異なるレベルの利得制御を有し得る。したがって、これらの異なるレベルの利得制御により、遭遇する異なる生理機能に適したレベルの利得を自動設定することができる。
一部の実装では、本発明のデバイスは、512レベルのDCオフセットを可能にし得る。この制御により、信号は常に増幅器の範囲の中央に配置され、最大の増幅と制限された歪みが可能となる。DCオフセットにより、信号を増幅器の入力範囲の中央に適正に設定することができる。DCオフセットが本発明のデバイスに組み込まれていなければ、肌の色が非常に濃いと、DCオフセットが増幅器の範囲の下限近くになり、顕著な歪みなしに信号を増幅する能力が制限される可能性がある。
一部の実装では、本発明のデバイスは、256レベルのLED光制御を有することができ、これにより、各生理機能についてのより効率的な制御が可能となり、デバイスの効率が高まり、デバイスの装着時間が延びる。増幅器の利得と同様に、生理機能が異なれば、必要なLED光の強さも異なる。LEDの電力は、システムでバッテリ電力を最も消費するものの1つであるため、LEDの制御、管理、又は使用が非能率的であると、バッテリの使用が非能率的となり、したがって、寿命又は装着時間が短くなる可能性がある。
図9A及び図9Cは、本発明のデバイスによるSpO2測定の結果を示す。図9B及び図9Dは、市販のフィンガーオキシメータによるSpO2測定の結果を提供する。図9A及び図9Bでは、フィッツパトリックスコアが2である肌の色が薄い個人にテストが同時に行われたことに留意されたい。図9Aでは、本発明のデバイスが個人の胸部に配置され、図9Bでは、フィンガーパルスオキシメータが個人の指に配置されている。図9C及び図9Dでは、肌の色が非常に濃い又はフィッツパトリックスコアが6よりも大きい個人にテストが同時に行われたことに留意されたい。図9Cでは、本発明のデバイスが個人の胸部に配置され、図9Dでは、フィンガーパルスオキシメータが個人の指に配置されている。両方のテストで、すなわち、肌の色が非常に薄い人でも肌の色が非常に濃い人でも、本発明のデバイスは、工業的に製造されているフィンガーパルスオキシメータの結果と非常に類似した結果をもたらすことができ、これは、本発明のデバイスが経時的なSpO2レベルに関する正確な情報を提供し得ることを実証している。
一部の実装では、本発明のウェアラブルデバイスの長さは、およそ80mm(約3.149インチ)であり得る。一部の態様では、より短い長さは、特定の生理学的トポグラフィに対してデバイスが大きすぎる場合に起こり得るデバイスの接着の喪失及び電極の持ち上がり又は外れを減らすことによって、デバイスの装着時間を増すことができる。さらに一部の実装では、デバイスは、被検者への接着の完全性を高め得る、よりフレキシブルな回路基板設計を組み込むことができる。
本発明のデバイスの一部の代替的な実装では、デバイスは、ECG測定及び計算に必要なデータを得るために2つだけの電極を使用し得る。一態様では、2つの電極を使用すると、電極の持ち上がり及びその後の信号損失の変化が少なく又は小さくなり得るため、デバイスの信頼性が高まる可能性がある。さらに、一部の実装では、1つの電極がストリップの本体に一体化され、第2の(又は第3の)電極がテザーで接続され、これは2つの電極の機械的な動きを分離し、したがって、各電極から得られた信号からのモーションノイズが大いに低減又は減少する可能性がある。テザー接続電極はフレキシブルな電極エクステンダを介して取り付けられるので、テザー接続電極は、電極の様々な相対的位置決めを可能にし得る。電極の相対的位置決めを変更できることの1つの利点は、特定の研究で異なるECG形態が必要とされる場合があることであり、したがって、電極の位置を変更できれば、様々なECG形態を測定できるデバイスを必要とする研究にデバイスを使用できるようになる可能性がある。さらに、一部の実装では、自動利得制御(本明細書の他の箇所で説明される)とともに高感度増幅器及びフィルタを使用するコンディショニング回路のアナログフロントエンド(AFE又はアナログフロントエンドコントローラ(AFEC))セットは、すべての年齢及び生理機能についてより高い信頼性及びECG分解能を可能にし得る。
サブパートの図1A~図1Gによって定義され、それらのいずれか及び/又はすべてを含む図1は、コンポーネント側又は上側101(又は501)と、患者側又は回路側102(又は502)と、参照符号103(又は503)で概して識別される1つ以上の内側電気層と、細長いストリップ層105(又は505)とを有するデバイス100(又は500又は500a)を示す。ストリップ層105は、その上及び/又はその中に電子機器を有し得る。図1Aは、いくつかの限定ではない実装において、本発明で用いられ得るいくつかの他の要素と共に実質的に透明なデバイスと考えられ得るものであるこれらを等角図で示す。より具体的には、図1Bは上側101の平面図、図1Cは下側の患者側102の平面図、及び図1Dは第1の立面側面図である。
本発明の随意的な電子機器の多くは、1つ以上の電子機器層103に配置することができ、ここで概して示すように、電子機器は、細長いストリップ層105上の若しくは細長いストリップ層105内の動作位置に固定するため又は細長いストリップ層105に対して他の方法で機能的に配置するために、材料104(又は121a)(いくつかの例については図1A、図1B、図1D、及び図1F参照)、医療グレードのシリコーン、プラスチックなど、又はポッティング材料内にカプセル化され得る。ポッティング材料又は他の材料はまた又は代替的に、多くの実装において、水又は汗の中の使用環境でも電子機器を動作させ続けるために電子機器の防水性又は水密性又は耐水性の被覆を提供し得る。1つ以上のアクセスポイント、接合部、又は他の機能ユニット106が、その中又は下に配置された電子機器への外部アクセス及び/又は通信のために、カプセル化材料104のいずれかの側部上に及び/又はそれを通して設けられ得る。図1A、図1B、及び図1Dは、上側に4つのこのようなアクセス部106を示している。これらは、とりわけ、高Zデータ通信ポート及び/又は充電接点を含み得る。このデバイス100の上側又はコンポーネント側101は、いくつかの例では、例えば1つ以上のポート106を介したデータ通信又は転送のために及び/又は充電のために、HS USBコネクタのみが露出された状態で、保護及び/又は防水のためにシリコーン化合物でコーティングされ得る。
細長いストリップ層105(又は505)は、電子機器103(又は503)とさらに後述する導電性パッド又は接点108、109、及び110との通信のための電気リード線又は他の内側層導体、例えば、図1Dに示されたリード107などの回路又は回路部分であるか又はこれを含み得る(108及び109は、いくつかの例では、心電計、ECGのための、AgCl(プリントなど)、高インピーダンス/高Z銀又は銅/銀電極であり、110は、時には参照電極であり得る)。多くの実装において、ストリップ層105(又は505)は、許容できる変形、ねじれ、屈曲などを提供し、それでもその上の及び/又は中の堅牢な電気回路接続を保持すると理解される、フレックス回路であり得るか又はこれを含み得る。電子機器103及び電極108、109、110は、層105の、電子機器103の場合は上部に、電極108、109、110の場合は下部又は患者側に取り付けられて示されているが、このような要素は、実際には、層105内に形成され得るか又は他の方法で配置され得る、又は少なくとも、層105と共に、層105上に、又は層105に隣接する1つ以上の層の相対的な動作位置に比較的区別なく配置され得ることに留意されたい。同様に、無数であり得るリード又はトレース107の一部が(図1Dの破線表現によって)埋め込まれて示されているが、これらは上側又は下側にあってもよく、他の皮膚側の電気通信から絶縁するために上側の可能性が高い。最初に上側(又は下側)にある場合、トレースはその後、絶縁性封止材料又は同様の保護カバー(個別に示されていない)、及び/又は多くの実装では、層105の全体又は大部分のフレキシブルな代替を維持するためにフレキシブルな材料で覆われ得る。
図1A~図1Dの実装(とりわけ、以下にも示され説明される)では、すべての回路がフレキシブル回路基板105に比較的直接に取り付けられて示されており、現在のフレキシブル基板ではおそらくあまり好ましくないが依然として実行可能な選択肢である。しかしながら、一部の代替では、被検者に面するフレキシブルカード基板を図1A~図1Dの基板105よりも比較的可撓性にするために、大きな集積コンポーネント及び他のコンポーネントのすべてではないにしても多くを、それにもかかわらずフレキシブル回路基板に作動可能に接続することができる別の比較的剛性の高いプリント回路基板(別名、PCB)に再配置することができる。これらは、図1E及び図5Aのデバイス500及び500aで示されている。
より具体的には、サブパートの図1E及び図1Gは、コンポーネント側又は上側501と、患者側又は回路側502と、参照符号503で概して識別される1つ以上の電気層とをそれぞれ有するデバイス500又は代替的なデバイス500aを示す。また、その中に細長いストリップ層又は回路層505も配置される。回路層505は、その上及び/又はその中に電子機器、例えば、ECG電極、PPGデバイス/センサ、温度センサ、及びマイクロフォン、例えば、ピエゾマイクロフォンを有し得る。図1E、図4A、及び図4Bは、いくつかの限定ではない実装において、本発明で用いられ得るいくつかの他の要素と共に実質的に透明又は半透明なデバイスと考えられ得るものであるこれらを等角図で示す。図1E、図4A、及び図4Bは、著しく撓んで示されているフレキシブル又はフレックス回路層である第1の層503aを含む、概して積み重ねられる2つ以上の層を示し、ここでは被検者ユーザ(ユーザ又は装着者1000は図4A及び図4Bで概して識別される)で使用されているのでアーチ状に示されている。第2の又は中間回路層505は、ここでは、その上に、それに、及び/又はその中に接続された電気接続及び/又は回路コンポーネントをより容易に維持するために、円弧状又はアーチ状又は他の様態に撓むことを意図されていない比較的剛性の材料基板である。ここでは同じくフレキシブル層である随意的な第3の層503bも、ここでは回路層505の上に示されており、ここでは第3の層503bは、1つ以上のデータ通信デバイス506を介して、ここではアンテナ506を介して、データ通信機能を有する。
アンテナ506の説明は、好ましくは、それがデバイス500/500aのエンベロープ内に嵌る、例えば、カスタムフィットし得るように設計され得るということである。これは最小定在波比と最大順方向電力で2.4GHzで共振し得る。これを達成するために、回路基板、シリコーンカバー、及び接着剤が定位置にある状態で、その場で、人体上で、能動要素の長さ、幅、及び誘電体の厚さが最適化され得る。新規な特徴は、通常、共振周波数で等しい長さの2つの要素(1つは受動、もう1つは能動)で構築されるダイポールアンテナであり得る。本明細書で示され説明されるダイポールの実装は、共振周波数で能動要素を用いるが、受動要素として人体を用いる。
図1Gは、随意的な第3の電極510(テザー接続電極)、電極エクステンダ504、シリコーンカバー530、プリーツ531、バッテリケージ520、及び取り外し可能なバッテリケージカバー533を含む、デバイス500又は500aなどの三次元の上面図を提供する。取り外し可能なバッテリケージカバー533は、バッテリケージ520に対して定位置に固定することができる回転可能な摩擦嵌合型の(又は代替的にバヨネット式の)キャップであり得る。一部の実装では、取り外し可能なバッテリケージカバー533は、取り外し可能なバッテリケージカバー533がバッテリケージ及びより一般的にはデバイスに対して定位置に固定されているかどうかをユーザが判断するのを助けるために基準点マーキング536と位置合わせされるロック解除インジケータ534及びロックインジケータ535を有し得る。さらに、一部の実装では、バッテリケージカバー533は、バッテリケージカバーの表面から突き出るハンドル537をさらに有することができ、これは、ユーザがバッテリケージカバーを回す(ねじ込む又は緩める)及び固定するのを支援することができる。代替的に、バッテリケージカバー533はまた、ユーザがバッテリケージカバーを回す(ねじ込む又は緩める)のを支援するために、1つ以上のくぼみ538を有し得る。場合によっては、バッテリケージカバーは、外部条件からのバッテリコンパートメントの防水性を提供するために、キャップの下側の円周の周りにシリコーン、ゴム、又は他の適切な材料(図には示されていない)のシール材料を有し得る。
他のコンポーネントの説明に戻ると、患者側102では、図1Cのように、ECG電極108、109、及び110は、患者の皮膚と実質的に直接接触するために露出されたままにされ得る(しかし、少なくとも、間に導電性ゲルが適用される可能性が高い)、及び/又は、多くの実装において、患者側の電極108、109、及び/又は110は、後述するように導電性接着剤材料によって覆われ得る。電極は、例えば、生体適合性及び高い信号品質のために銀/塩化銀などの堅牢な高導電性材料でめっきされるか又はそのような材料で作製され、一部の実装では、非常に堅牢であり、1つの限定ではない例では、患者間の約1000回以上のアルコール洗浄サイクルに耐えるように適合され得る。場合によっては、これらの銀/塩化銀電極は、フレキシブル回路基板又はフレキシブルプリント回路に直接プリントすることができ、さらに他の例では、銀/塩化銀電極は、製作プロセスにおける個別の別個のステップでフレキシブル回路基板又はフレキシブルプリント回路に取り付けるか又は固定することができる。窓又は他の通信チャネル又は開口部111、112(図1C)が、パルスオキシメータのために、例えば、LED及びセンサのために設けられ得る。このような開口部111、112(例えば、図1C)は、通常、患者の皮膚との間の最適な光通信のために配置されるであろう。電子機器103のより近くに配置され及び/又は接続される1つ以上の光導管111a/112a(及び111b/112b)の代替的な配置が、図1Dの限定ではない例に示されている。様々な代替的な配置が本発明で使用可能であり、それらのいくつかをさらに後述する。
一部の実装では、太陽光又は他の周辺光源によって引き起こされるノイズを打ち消すために、(LEDをオフにした状態で)周辺光のサンプリングを行い、次いで、これを各パルスオキシメトリ信号から差し引くことができる。
LEDとフォトダイオード/センサの組み合わせは、一部の実装では、高効率一体化センサと呼ばれる場合もある。この構成は、SpO2(末梢毛細血管酸素飽和度)の決定において実装され得る。
図1Fでは、LED及びセンサ111c/111d/112cのためのシリコーンカバー又は封止材料121aの実装は、カバーの外面121bにある又はこれに隣接した凸レンズを含み得る。多くの実装において、外面とレンズは同一のものであり、及び/又はレンズは、封止材料121aの表面121bによって画定され得る。これにより、胸部又は額(例えば、乳児若しくは新生児)又は背中又あるいは他の方法にかかわらず患者ユーザの体に取り付けられた、パルスオキシメトリLEDエミッタ111c/111d及び1つ以上のフォトダイオードセンサ112cが皮膚表面と相互作用するための構造及び方法が提供される。代替オプションでは、PPGは、フレキシブル基板503aに取り付けられ、接着剤層113から僅かに突き出て、装着者1000の皮膚1001と接触することができる。この実装では、デバイス100は、LED111c(赤色LED)及び111d(赤外LED)及び随意的に緑色LED(図示せず)を含むPPGユニットに作動可能に接続され得ることに注目されたい。LEDは、患者の皮膚に光を投射し、そこで光は組織に進入し、次いで、フォトダイオード又は光センサの方にはね返されるか又は散乱される。図1Fでは、患者の骨1002も図に示されている。図1Fに示されているPPGセンサは、約5mm2であり、センサ及びLEDを取り囲む外円の直径は、対応する約8mmであり得る。一部の実装では、赤色LED光源の中央から対応するセンサの中央までの好ましい距離に対して約3.2mmの赤色を設定することができ、赤外LED光源及び緑色LED光源の中央から対応するセンサまでの約3.7mmの好ましい距離を設定することができる。
より具体的には、本明細書で別途説明されるように、本発明のシステム及び/又はデバイス100は、選択された波長の1つ以上のLEDエミッタ111c/111d(及び随意的にさらなるLEDエミッタ)と、1つ以上のフォトダイオードセンサを使用することができる。しかしながら、装着者1000の皮膚1001へのLED/センサの組み合わせの結合を最大にするために、光学的に透明な医療グレードのシリコーンからなる封止材料及び/又はレンズ121a/121bを、LED/センサの組み合わせ111c/111d/112cをカバーする状態でその上に成形するか、又は後で取り付けることができるように成形することができる。多くの実装において、例えば図1Fのように、レンズ121bは、本質的に部分的に球形又はほぼ半球形であり得る。他の形状の湾曲も同様に有用であり得る。湾曲は、装着者の移動などによるかどうかにかかわらず、デバイス100が移動し得るときの皮膚接触の喪失を低減することができる。すなわち、図1Fでの装着者1000又は装着者1000に対するデバイス100の移動は、結果的に皮膚1001上の及び皮膚1001に対するレンズの準転がり接触を生じることがある。皮膚接触が良好に維持されることは、中断のない及び/又はノイズが低減された良好なデータ収集を意味する。
さらなる注記として、図1Fのような湾曲したレンズ121bオプションについて、レンズの半径は、患者の皮膚1001を透過して患者の骨1002で反射した後の、光源111c/111dから光センサ112cへの光伝搬を最大にするように設計され得る。レンズの高さは、デバイス100の複合接着剤113の上及び皮膚の中に突き出ることを可能にするように設計され得るが、結果的に悪いデータを生じる可能性があるので毛細血管床を乱すほど深くはない。さらに、皮膚を透過するのに用いられるLED、例えば、赤色及び赤外及び/又は緑色LEDは、非常に広い一連の放射角度をもたらし、したがって、多数の反射された一連の光波が多様な湾曲面によってセンサに合焦されるので、LED光波放射の曲率半径及び角度は必ずしも高度に制御される必要はない。すなわち、湾曲面は、移動(偶発的な又は意図的な)のなかで接触を維持するのに役立ち、皮膚を通過する透過角度及びセンサに戻る反射の角度にはそれほど重要ではない。言い換えれば、多くの異なる曲率半径が有効であり、データ/波の透過及び反射にほとんど差はなく、LEDの広角放射は、様々な半径に対応する。むしろ、湾曲は、デバイス100の移動に起因する接触の維持においてより多くの制限を有し得る。例えば、より平坦な湾曲は容易に曲がらない場合があり、曲率半径が非常に小さいと、それほど多くのデータは送受信されない。
一部の実装では、約12.6mm×6.6mmの区画内にLED及びセンサを有するデバイスにおいて、有用であることがわかった曲率半径は、約20~40であった(20.34mmと39.94mmの両方の曲率半径が有用であることがわかった)。LEDは、一方の側又は他方の側又は2つの対向する側に、又はおそらくセンサの周りの4つ以上の実質的に等距離の点にあってもよく、望ましい結果をもたらし得ることにさらに留意されたい。
さらに、本発明のパルスオキシメトリは、複数の光源及び/又はセンサを有し得ることに留意されたい。典型的なパルスオキシメトリ回路は、波長ごとに1つの光源(LED)(通常は、赤色、赤外、及び場合によっては後述するさらなる例に関する緑色又は赤色/赤外の長時間平均を含むその他の光源)を用いる。しかしながら、本発明のデバイス及び/又は方法は、各波長の複数の光源を利用することができる。これは、局所的なモーションアーチファクトの影響を減らすために、患者/装着者の内/上の毛細血管床のより広い領域のインテロゲーションを可能にし得る。同様に、同じ又は類似の目的又は利点のために複数のセンサを用いることができる。
したがって、動脈血酸素含有量の測定は、オキシヘモグロビンの有無に応じて異なる光吸収を呈する、通常は赤色及び赤外パルス光源からの光信号(心拍光信号と呼ばれることもある)を用いて行うことができる。要約すると、透過システムは光源と光検出器で用いられる。
ここでは、反射システムが典型的であり、これらは多くの場合、邪魔にならず、おそらくよりポータブルであるといういくつかの利点を有する。本明細書で説明したように、このような反射システムは、通常、赤色及び赤外光源と、フォトダイオードセンサ又は検出器、又はこれらのコンポーネントの複数の構成を使用する。また、説明したように、1つの実装/方法は、1つ以上の中央大面積フォトダイオード/センサ/検出器と、フォトダイオードに隣接するか又はその周りに配列された1つ以上のLED光源、多くの場合、赤色及び赤外LED光源のそれぞれのうちの1つ又は複数を使用する。また、説明したように、代替的な構成は、各波長タイプ(赤色、赤外、随意的に緑色など)のうちの1つ又は複数を有する、1つ以上の光源の中央LED光源セットと、中央LEDを取り囲む複数の大面積フォトダイオード又は光センサを使用する。このような構成は、LEDの周りに2又は3又は4つのこのような検出器を使用して、LEDから皮膚及び他の組織を通ったより多くの光散乱を収集し得る。
代替的な接着剤に戻ると、図1Dは本発明で用いられ得る接着剤113の第1の例を提供する。接着層113は、ここでは、デバイス100又は代替的にデバイス500の底面102に適用するための両面接着剤であり、第2の面は、おそらく人間の患者の皮膚(図示せず)に接着するための異なるタイプの接着剤を備える。接着層を取り付けるために選択される材料が異なるという点で、通常、デバイス100に接続するための回路又は回路基板材料、及び患者側で患者の皮膚(別個に図示せず)に接着するために、異なるタイプの材料を用いることができる。患者への適用が望まれるまで患者側で保護バッキング114が使用され得る。多くの用途において、接着剤113は、好ましくは一方向又は実質的に一方向に、例えば、接着剤の接触面に垂直な軸方向にのみ導電性であり得るという点で異方性であることに留意されたい。したがって、信号通信のための良好な導電接触は、このような接着剤を通じて/接着剤を通じて電気接点又は電極108、109、及び110に通じることができる。パルスオキシメトリ及び/又は温度感知に通常関係する光データの通信のために層105内の/層105を通る光導管111a/112aと協働してそれを通じて光を通信するための、対応する1つ以上の光開口111b/112bが図1Dの例の接着剤113に示されていることに留意されたい。
接着剤に関連するさらなる代替が用いられ得る。一部の実装では、1つ又は複数のモーションアーチファクトを低減する特性を有する複合接着剤ストリップが用いられ得る。典型的なECG取付システムは、電極上に配置される導電性ゲルを用いる。しかしながら、ここでは、デバイスの選択された領域又はフットプリント全体をカバーする、積層された接着剤の連続シートに組み込まれるハイドロゲル接着剤が用いられ得る。ハイドロゲル自体が強い接着特性を有するという事実は、接着剤でデバイスを完全に覆うことと相まって、デバイスと患者の皮膚との強い結合を保証し得る。モーションアーチファクトの低減に寄与するのは、胸骨上のデバイスの代替的な垂直配置であり、これは、ECG信号、フォトプレチスモグラフィ波形、及び酸素飽和信号のうちの1つ又は複数に関するモーションアーチファクトの低減をもたらす。
本発明のデバイス及びシステム及び方法は、通常、「反射パルスオキシメトリ」と呼ばれる技術を使用して、ストリップデバイスからO2Satデータを取得する。本発明の多くの実装において、2つの波長の光が、皮膚上及び皮膚内、並びに毛細血管床内に照射され、その後、反射してフォトダイオードセンサに進む。次いで、これらの反射波長を使用してO2satを計算する。他方では、多くの業界標準デバイスが「透過パルスオキシメトリ」を採用しており、その場合、光が付属器を透過し、毛細血管床を通り、付属器の反対側にあるフォトダイオードセンサに進む。透過光は酸素飽和度を計算するのに用いられる。
反射法に関連した固有の課題がある。ここで対処される1つは、「静脈シフト」と呼ばれ、以前から識別されており、他者による数多くの刊行物の主題となっている。
「静脈シフト」は、テスト被検者が背臥位から左向き又は右向きに位置を変えるときに時折発生する、導出されたO2Sat値の突然の減少として現れる。図2A及び図2Bは、「シフト」(別名、「静脈シフトに起因する不正確な酸素飽和度」)の良い例を提供する。これらのシフトの例では、被検者は背臥位で横たわってから右向きに方向転換する。すぐにO2Satの約95%から約80%への低下が現れる(図2Aの時間に対する活動信号(任意単位)のブリップは活動を示し、対応する図2Bは、時間点23:00:00より前の関連するポイント250での時間に対する見かけのO2Satの低下(%)を同時に示し、ポイント250は図2A及び図2Bに対応して示されている)。
「静脈シフト」はまた、図2C及び図2Dに示すように生PPG波形に現れ得る。図2Cの波形251は実質的に正常であり、図2Dの波形252はシフトされている。言い換えれば、図2Cは、実質的に正確なSpO2が得られる正常な単一の動脈拍動PPG波形251を示す。しかしながら、図2Dは、反して不正確なSpO2が得られる単一の動脈静脈拍動252を示す。
この「静脈シフト」は、光の吸収への静脈毛細血管の寄与を示し、光学センサによって測定され、フォトプレチスモグラムに現れる。ここで、フォトプレチスモグラムにおける静脈毛細血管の寄与は、以下のように定義される。生PPG波形は、動脈拍動、すなわち、各心拍での周期的及び定期的な動脈容積の増加、に相関する光吸収の重ね合わせであり、動脈拍動の規則性は心拍により支配され、光吸収は心拍との時間相関なしにホワイトノイズと同等に見える静脈の流れと相関する。同等のホワイトノイズの強度をPPG波形の強度で割ったものとして定義される比が、静脈毛細血管の寄与である。
代替的に、静脈毛細血管の寄与は、PPG波形のフーリエ変換から導出され得る。実際、心拍周波数(及びその倍数)に関連付けられるフーリエ係数は、関心ある周期的信号、すなわち、動脈の寄与に対応し、一方、他のフーリエ係数は、フィルタリングにより除外される非周期的信号、すなわち、静脈の寄与に関連付けられる。したがって、静脈毛細血管の寄与は、非周期的信号に関連付けられるフーリエ係数の振幅で定義され得る。
さらに、信号処理方法を使用して、「変形した」PPG波形252に対してアルゴリズムを実行し、静脈波形の寄与を除去することによって、変形した波形252を正確なSpO2読取値を得るために用いられ得る波形に変換することができる。
静脈シフト軽減と呼ばれる、静脈波形によって難読化された反射PPG信号から動脈拍動を抽出する方法では、PPG波形からSpO2を計算するために、波形内の動脈拍動を見つける必要があり、Ratio of Ratiosを使用してSpO2を計算することができる。
図2Eでは、ECGは明るい灰色で示され、赤色(太い実線)及び赤外(点線)PPG波形は動脈拍動を表す。各ECG QRS群の後に単一のパルスが存在することに注目されたく、これは予想されることである。図2Eでは、PPG波形はほぼ周期的であり、静脈毛細血管の寄与は約5%と推定される。ECG QRS及びPPG波形のピークからの距離は、脈波伝達時間(PTT)として知られている。PTTは、血圧の小さな変化に対して比較的一定であり、相対血圧の決定にも使用することができる。
特定の条件下で、この波形は、静脈プールと考えられるもの、又は動脈波形と結合した静脈拍動性波形によって歪む可能性があり、この歪みにより、従来の方法でSpO2を導出するのにすぐには役立たない波形が生じる。
図2Fでは、PPG信号が歪んでおり、SpO2を導出する従来の方法では値が不正確となることがわかる。実際、PPG波形は、心拍にほぼ同期しているが、ランダムな変動の影響を強く受けたピークの明確な繰り返しを示しており、静脈毛細血管の寄与は約50%と推定される。しかしながら、ECG及びPPG波形の同時の及び同期した取り込みによる本発明のデバイス及び方法及びシステムでは、この信号から正しい真の動脈拍動を抽出することができる。
これは、ECG QRSを基準として時間的にどこに動脈拍動が存在するかをおおよそ知ることによって可能となる。図2Eから単一のパルスを抽出する場合、動脈拍動のピークのおおよそのタイミングがわかる。図2Gでは、x軸の時間0は、Q波の立ち上りエッジで決定されるECG QRS群のファイアリングであり、動脈拍動のピークは、そのイベントの後のおよそ12ユニットに存在する。これらのユニットは、PPG信号取得のサンプルレートを表し、このケースでは、1つの限定ではない例として64サンプル/秒である。したがって、12ユニットは、12/64秒を表す。
以下で説明する「フレーミング」技術を使用すると、開始点としてECG QRSを使用し、各フレームの終了点として心拍数の周波数よりも小さい特定の数を使用して、xフレームの集約に基づいて平均PPG波形を形成することができる。図2Fからの歪んだ波形を取り上げ、この技術を適用すると、図2Hに示される集約波形が得られる。
この方法でPPG波形を集約し、ECGに対して真の拍動性ピークがどこに存在するべきかを知ること(およそ12ユニット、黒の矢印で強調される)で、動脈拍動を見つけることができる。これをさらに一歩進めて、図2Hに挿入された灰色長方形内の信号の部分だけを分離し、信号処理技術を適用すると、図2Iに示すように動脈拍動のより典型的な信号が得られる。
図2Iでの信号は、図2Fに示された歪んだ波形から取り上げられた真の動脈拍動性信号を表す。ピークはおよそ12ユニットで生じることに注目されたく、これはこのケースでは図2Gから示されるように予想されるところである。次いで、必要に応じて正しいSpO2値を得るべく、この信号を通常のRatio of Ratios計算で使用することができる。
この手法は、ECG QRSを基準として時間的にどこに動脈拍動波形が存在するかをおおよそ決定すること、決定することは、その単一の動脈拍動についての第1及び第2の光波長からの第1及び第2のパルス波形を含む動脈拍動波形から単一の動脈拍動を抽出し、単一の動脈拍動のピークのおおよそのタイミングを見つけることをさらに含む;ECG QRS群のファイアリングであるx軸の時間0を確立し、そのイベントの後のおよそnユニットに存在する単一の動脈拍動のピークを確立すること、これらのユニットはPPG信号取得のサンプルレートを表す;「フレーミング」技術を使用して、開始点としてECG QRSを使用し、各フレームの終了点として心拍数の周波数よりも小さい特定の数を使用して、xフレームの集約に基づいて平均PPG波形を形成すること;歪んだ波形を取り上げ、このフレーミング技術を適用し、集約波形を作成すること;波形を集約し、ECGに対して真の拍動性ピークがどこに存在するべきか(およそnユニット)を知り、動脈拍動を見つけること;動脈拍動のより典型的な信号を生成するべく、信号の一部だけを分離し、信号処理技術を適用すること;正しいSpO2値を得るべく、この信号を通常のRatio of Ratios計算で使用すること、によって実施され得る。
代替的に、この手法は、ECG QRSから単一の動脈拍動を決定すること、決定することは、その単一の動脈拍動についての第1及び第2の光波長からの第1及び第2のパルス波形を含むECG QRSの動脈拍動波形から単一の動脈拍動を抽出し、単一の動脈拍動のピークのおおよそのタイミングを見つけることをさらに含む;ECG QRS群のファイアリングであるx軸の時間0を確立し、そのイベントの後のおよそnユニットに存在する単一の動脈拍動のピークを確立すること、これらのユニットはPPG信号取得のサンプルレートを表す;フレーミングを使用して、開始点としてECG QRSを使用し、各フレームの終了点として心拍数の周波数よりも小さい特定の数を使用して、xフレームの集約に基づいて平均PPG波形を形成すること;歪んだ波形を取り上げ、このフレーミングを適用し、集約波形を作成すること;波形を集約し、ECGに対して真の拍動性ピークがどこに存在するべきか(およそnユニット)を知り、動脈拍動を見つけること;動脈拍動のより典型的な信号を生成するべく、信号の一部だけを分離し、信号処理技術を適用すること;正しいSpO2値を得るべく、この信号を通常のRatio of Ratios計算で使用すること、によって実施され得る。
多面的なソリューションが本明細書で説明される。しかしながら本発明の適用範囲は、一緒に考えられるか又は個別に考えられるかにかかわらず、以下に提示する手法のうちのいずれか1つ又は複数に及ぶ可能性がある。患者が本発明のストリップデバイスを胸骨上に垂直に装着し、背臥位(図5A参照)から例えば左向き又は右向きに動くときに、胸筋がPPGセンサを皮膚から押し離す傾向がある(図5B参照)という問題が発生する可能性があることに再度注目されたい。センサが毛細血管床に圧力をかけていないとき、脱酸素化された静脈血と酸素化された動脈血との両方が、酸素飽和度を計算する「Ratio of Ratios」法に寄与する(図5C参照)。圧迫されていない静脈毛細血管からの脱酸素化された信号がRatio of Ratios計算を低下させ、結果的にO2Satの読取値が約80%まで低くなり、不正確となることは明らかである。
図4Aは、患者1000の胸部へのデバイス500、500aの配置を示し、図4Bは、患者1000の背中1000a、首1000cのうなじ1000bの近く、その上、又はそのすぐ下へのデバイス500、500aの配置を示す。
第1の方法では、接触圧の損失に対抗するために、新規な接着剤設計が採用され得る。静脈毛細血管は動脈毛細血管よりも圧力がはるかに低いため、動脈毛細血管よりも先に圧迫され、結果的に動脈血がRatio of Ratios計算での唯一の要素となる(図5D参照)。接着剤513、例えば圧縮可能なフォーム接着剤、及び/又は基板503aに、プリーツ/ヒンジ503hに隣接して「段」がつけられ、PPGセンサ511が静脈毛細血管のみを圧迫するのに十分な大きさの圧力を維持するのに十分に「突出」することが可能となる。「突出」とは、患者の皮膚及び静脈を圧迫するべく、PPGセンサがデバイスの基板から十分な厚さだけ、少なくとも0.1mm、通常は0.5mm突き出ることを意味する。段付き基板又は基板上に配置されるように構成された段付き接着剤を含むデバイスが特に適している。
第2の方法では、静脈毛細血管に圧力をかけることは、体の特定の部分にストリップを配置することによって達成される。例えば、PPGセンサ511が胸骨上にあり、ECG電極部が胸筋上にある状態で、ストリップを胸骨上に水平に配置することができる。患者が横向きに寝返りを打つと、プリーツ/ヒンジにより、基板503aが図5Bに示すように屈曲し、PPGセンサ511にレバーアームが適用され、結果的に静脈毛細血管が圧迫される。
デバイス500、500aを被検者の背中の、首のうなじの近くに配置することは、体の前部の胸骨上又はその近くに配置すること(図4A参照)よりも明らかな及び/又は可能な顕著な利点を有する。第1の例では、デバイス500、500aが胸骨に配置され、被検者1000が横向きに横たわるとき、胸筋及び脂肪がデバイスの周りを圧迫する傾向がある。これにより、毛細血管床の静脈がうっ血し、PPG測定値が歪むことになる。正確なPPG測定値は、動脈毛細血管のみに依存する。静脈シフト軽減で概説された軽減方法に加えて、図4Bに示すように背中へのデバイスの配置は非常に効果的であることが示されており、おそらく、静脈毛細血管がPPGの読取値を歪めるのを排除することにさえ近づくかもしれない。図4Cは、生理学的信号を同時に記録する2つのデバイスでの個人のSpO2の決定を示し、第1のデバイスは胸骨に配置され(上)、第2のデバイスは首の椎骨T1に配置される(下)。取得中に、加速度計が個人の動きを記録し(任意単位のピーク)、患者の実際の位置を判定することを可能にする(Sは背臥位、L/Rは横臥位)。この位置は、SpO2信号の下に時間的に対応して示される。胸骨上で取得された信号は、横臥位に相関するシフト(上のグラフの点線矢印で示される)、すなわち、SpO2値の低下を示し、対応するPPG波形が図2Fに示されている。このアーチファクトはデバイスを背中に配置するとほぼ解消され、対応するPPG波形が図2Eに示されている。背中の筋肉及び脂肪は、胸筋のようにデバイスの周りで圧迫されないため、横向きに横たわっていてもPPGの読取値が不正確になることはない。
実験データを見ると、O2Satの読取値は、一般に胸骨でよりも背中での方がはるかに平坦であることは明らかであり、背中での配置の一貫性が高いことを実証している。
有利なことに、デバイス500、500aは首のうなじの近くに配置される。さらに、光の反射を改善するために、PPGセンサは骨上に配置される。「上に」とは、放出された光が骨に向けられ、骨で反射されるようにPPGセンサが配置されることを意味する。PPGセンサを第一胸椎(T1と表記される)に配置することで、静脈毛細血管の寄与が25%未満、通常は10%未満で特に良好な結果が得られる。
さらなる注記として、可撓性のテザー504上の遠隔ECG電極510は、最良の信号のために配置されるように構成され得る(図4Aには図示せず)。デバイス500、500aが背中に配置されるとき、テザー504は、電極510を肩の上の体の前部又は背中の最良の信号のために選択された位置にセットするように配置され得る。
第3の方法は、信号処理技術を含み、最初に、シフトされた静脈PPG波形が発生しているかどうかを識別し、次に、その影響を改善して、正確なRatio of Ratios計算を可能にする。
図2Cからわかるように、「良好な」PPG波形251は、Ratio of Ratios式を使用してSpO2を決定するために用いることができる単一の動脈拍動波形を生じる。しかしながら、センサによってかかる圧力が不十分であるために、より低圧力の静脈拍動が動脈拍動に加わるとき、変形した波形(図2Dの252)が生じる。信号処理技術を使用して、この変形した信号252を標準のPPG波形251とは異なるものとして検出することができ、結果的に導出されたSpO2を不正確なものとして無効にすることができる。
本明細書で開示される方法は、以下のうちの1つ又は複数を含むときに特に適している:
- デバイスの周りの筋肉又は脂肪を圧迫しない
- 毛細血管床の静脈をうっ血しない、及び/又は
- PPG又はECGの読取値を歪めない、及び/又は
- O2飽和の読取値を平坦化する。
- デバイスの周りの筋肉又は脂肪を圧迫しない
- 毛細血管床の静脈をうっ血しない、及び/又は
- PPG又はECGの読取値を歪めない、及び/又は
- O2飽和の読取値を平坦化する。
多くの実装において、本発明のシステムは、ECG電極と共に動作する他の回路を含むことができ、したがって、他のセンサを伴って、以下の時間的に一致するトレースを提供することができる:i)ECGのP波、QRS波、及びT波、ii)パルスオキシメトリで測定したO2Satを決定するのに用いられるPPG波形、及び/又はiii)身体活動の指標を提供するための、3軸加速度計で測定されるxyz加速度。このような回路は、以下の電気的仕様のうちの1つ又は複数に実装することができる。一部の実装では、システム全体では2週間(以上)ほどの連続実行時間が含まれる場合があり、このような時間の間にデータを収集する。一部の実装は、1000回以上の使用を提供するように適合され得る。代替案は、流体又は湿気への暴露後又は暴露中であっても動作可能性を有することができ、一部のそのような例では、耐水性又は防水性又は水密性であり、場合によっては、(低塩水に)十分に浸漬されたときに十分に動作可能であり続ける。他の実装は、約90秒未満でのフルデータ転送のためにHS USBを使用する例などの高速データ転送を含み得る。通常、充電式バッテリを用いることができる。
さらに代替的な実装は、電子「接地」を含み得る。これは、もっぱらフレキシブル回路基板上に取り付けられる本発明のデバイスでは、接地板機能は、信号リード線に隣接する同軸接地リード線によって提供され得る。このタイプの接地システムの主な寄与は、デバイスが皮膚に順応して接着するのに必要な可撓性をもたらし得ることである。この代替的な実装は、本発明の図面には示されていないことに留意されたい。
心電計、EKG又はECGについて、一部の実装は、約10メガオームを超える入力インピーダンスを含み、一部の実装は、0.1~48Hzの帯域幅で動作することができ、一部はおよそ256Hzのサンプリングレートで動作し、12ビット分解能を実装することができる。PPG及びパルスオキシメータについて、660及び940nmの波長、約80~100のSpO2範囲、0.05~4.8Hzの帯域幅、16Hzのサンプリングレート、及び12ビット分解能で動作することができる。加速度計について、3軸測定を採用することができ、一部の実装では、±2Gの範囲、16Hzのサンプリングレート、及び12ビット分解能を使用する。本発明の一部の実装は、0.1~48Hzの帯域幅で動作することができ、一部はおよそ256Hzのサンプリングレートで動作し、24ビット分解能を実装し得る。24ビットのA/D変換器を使用すると、ダイナミックレンジで約60dBの利得が得られ、増幅器が「飽和」又は「レイリング」する可能性が低減し、したがって、単に12ビット分解能が用いられる場合にPPGによって発生し得る信号エラー又は損失の問題が低減する。
一部の実装では、しばしば従来の3つの、ここでは第3の電極の代わりに、2つの電極が用いられ、例えば、図1Gの510は随意的なものであり、508及び509はより主要である。従来のTIチップは、同じことを達成する1つの方法であり、TIは、Texas Instruments Corporationである。別のオプションは、Microchip Corporation(Corporate Office 2355 West Chandler Blvd. Chandler, AZ 85224-6199)からの、ラージデュアルパーティションフラッシュプログラムメモリ及びUSB On-The-Go(OTG)を備えたPIC24FJ1024GA610/GB610系列の16ビットマイクロコントローラである。そうするために、2つの発振器を使用して、1つのチップ上で2つのECG及び1つのPPGの分析を、したがって常に同期した状態で、提供することができる(AFEデバイス)。3電極は、特に駆動電極では、例えば、皮膚に水疱を生じさせる可能性を含むいくつかの理由で、より困難である。温度センサ、ピエゾマイクロフォン、及び加速度計も、マイクロプロセッサの内部発振器を使用して同期して測定することができる。また、第3の電極の除去だけでなく、PPG、肌の色の調整、他の感度のために電極、生理学的差異(前述の肌の色)、自動利得制御を選択するというさらなるオプションが可能である。以前の10ビットに対して24ビットで、利得が制御され、TIチップはDCリップルに対するDCオフセットを可能にする。
ここで、いくつかの要約の方法論が、図3に関連して理解され得るが、他のものは、本発明の開示の残りの部分を通じて及びその一部として理解され得る。図3のフローチャート300は、代替のうちのいくつかを実証し、最初の操作301は、患者へのデバイス100の適用であり得る。次いで、図のように、流れ線311による移行において、データ収集動作302が実施され得る。これは、連続的又は実質的に連続的な収集、或いは特定の間隔での又は定期的な収集、或いはおそらくワンタイムイベント収集も含み得ることに留意されたい。これは、収集するデータのタイプに依存するか、及び/又は他の特徴又は代替、例えばECGの場合に、例えば長期的なデータ量が望まれるかどうか、又は例えばパルスオキシメトリの場合のように相対的な単一のデータポイントが有用であり得るかどうか、に依存する場合がある(例えば明らかに低すぎる場合に、単一の飽和点が重要になる場合があるが、しかし、時間の経過に伴う傾向を示す比較データが実際はより一般的であり得る)。
図3のフローチャート300にいくつかの代替が存在し、第1の代替は、データ送信動作303への流れ線312に従い、デバイス100からデータ分析及び/又は記憶装置及び/又はシステムへの無線又は有線(例えば、USB又は他の)データ通信のいずれかを含む。このポイントからのオプションも示されている。しかしながら、第1の代替は、患者の相対的な健康状態の判定及び/又は状態診断のためにデータを分析するデータ分析動作304への流れ線313に従うことを含み得る。コンピューティングシステム、例えば、コンピュータをこの分析のために用いることもできる。しかしながら、いくつかの分析を行うことができるように十分なインテリジェンスをデバイス100の電子機器103に又はデバイス100自体に組み込むこともできる。限定ではない例は、例えば、低い(又はいくつかの例では、おそらく高い)閾値レベルに達したときにインジケータ又は警報がすべてデバイス100の電子機器103上で/によってアクティブ化されるか、又は代替的に、ユーザに警告するべく携帯電話又はタブレットコンピュータに無線で通信される、パルスオキシメトリに関連した閾値比較であり得る。
同様のこのような例は、それ自体が部分312b及び312cに分岐する随意的な代替的な流れ線312aによって考慮され得る。流れ線312aに続いて、次いで、第1の例示的なパス312bで、データ送信動作303のスキップが理解され、それにより、分析304は、実質的なデータ転送なしに達成され得る。これは、例えば上記の閾値の例によるかどうかにかかわらず、オンボード分析を説明することができ、又は場合によっては、電子機器103上に/内にどれだけのインテリジェンスが組み込まれるかに応じて、より詳細な分析を含むことができる。別の見方は、送信動作303が用いられたとしても、どれだけの送信が関係し得るかに関するものであり、これは、患者の皮膚から、導体108、109、及び/又は110を通してトレース107を通して、そこで分析するための電子機器103へのあるレベルでのデータの送信を含み得る。他の例では、もちろん、送信は、他のコンピューティングリソースへのオフボードダウンロードを含み得る。場合によっては、このようなデータのオフロードにより、より高度なコンピューティングパワーリソースを使用したより高度な分析が可能となり得るか又は提供され得る。
さらなる代替は、主として、使用される場合、いつでも、どこにでも、データストレージを含み得る。インテリジェンスと同様に、デバイス100に搭載された電子機器103内で/によってストレージ又はメモリの一部が利用可能となるか又はまったく利用可能ではない場合がある。多かれ少なかれいくらかのストレージがデバイス100で利用可能となる場合、データ305のいくらかの記憶を達成するためにパス312cへの流れ線312aが用いられ得る。これは多くの場合、必ずしも送信又は分析の前である必要はない(一部のタイプのデータについては、別の動作を開始する又は実施する前に、特定の動作を完了する必要なしに、記憶と送信又は記憶と分析が行われるように、複数のパスが同時に、並行して、しかしおそらく同時に又は順次にではなく、採用され得ることに留意されたい(例えば、パス312b及び312cは完全に他のパスを排除して採用される必要はない))。流れ線313aは、送信後のデータストレージを示す。したがって、記憶305後(又は中に)、記憶されたデータについて、流れ線315aをたどってパス315bを経由して動作303で送信することができ、及び/又はパス315cを経由して動作304で分析することができる。多くの場合、オンボードストレージの例でもあるこのようなストレージの例では、データを収集してローカルメモリに記憶し、後で分析のために1つ以上の堅牢なコンピューティングリソースにオフロード/送信することができる。往々にして、これは、例えば、数日又は数週間或いはそれ以上の長期のデータ収集を含むことがあり、したがって、患者が診療所又は他の医療施設から離れているときの遠隔収集を含み得る。したがって、患者の実際の状況で患者からデータを収集することができる。次いで、収集後に、データをデバイス100上のそのストレージから所望のコンピューティングリソースに送り返すことができ、このような送信は、無線又は有線、或いは、例えば最終的な分析のためにインターネットを介して指定されたコンピュータにデータを通信し得るパーソナルコンピュータへのBluetooth又はWi-Fi接続との両方の組み合わせであり得る。別の例は、コンピュータへの、PC又はメインフレームのいずれかへのUSB接続を含み、分析のための患者コンピュータ又は医師コンピュータへの接続であり得る。
例えば、激しい運動中の心室性不整脈を明らかにする心電図トレースが、休息期間中の同じ不整脈とは異なるように解釈され得る。動きに応じて大きく変化する血中酸素飽和度レベルは、とりわけ、安静時よりも深刻な状態を示していることがある。4つの生理学的パラメータのさらに多くの組み合わせが可能であり、考えられる問題を表示及び強調表示する本発明のソフトウェアの能力は、医師の診断に大いに役立つであろう。したがって、本明細書に記載のシステムは、有益なデータ解釈を提供することができる。
この目的に向けて支援することができる特徴のうちのいくつかは、図3の動作303及び304のうちの1つ又は複数に包含され、デバイス100上で収集されたデータは、かなり単純にコンピューティングリソース(ここでも、オンボードデバイス100、又はそれとは別個のもののいずれであろうとも)に通信/送信され得る。一例として、デバイスが適用された患者(動作301)が、データを収集(動作302)した試験期間後に診療所に戻ることができるとき、デバイスが、例えばUSBなどの1つ又は複数の代替的なデータ伝送を介して、診療所のコンピュータ(Windows又はMac)に接続され、患者が待っている間、医師による即時の分析が可能となる(デバイス100は、最初に患者から取り外すことができるか、又はさらなるデータが必要かどうかを判断するための送信及び分析が行われるまで取り付けたままにすることができることに留意されたい)。一部の実装では、データ分析時間は比較的速く、およそ15分未満、10分未満、及び5分未満である場合があり、一部の実装では、分析ソフトウェアを通じて医師をガイドするべくユーザフレンドリーなGUI(グラフィックユーザインターフェース)を使用して実現され得る。
分析/ソフトウェアパッケージが、結果を医師に様々なフォーマットで提示するために配置され得る。一部の実装では、試験結果の概要が、より詳細な結果と共に又はその代わりに提示され得る。いずれの場合も、検出された異常及び/又は患者によってトリガされたイベントの要約が、概要の一部として及び/又はより詳細な提示の一部として提供され得る。個々の異常又は患者によりトリガされたイベントを選択することで、医師がECG及び/又は他のセンサからの生データを含むさらなる詳細を見ることができるようにするための望ましい融通性がもたらされる。パッケージは、データを印刷し、業界標準のEHR(電子健康記録)フォーマットで注釈を付けて保存することもできる。
前述のように、本発明の一態様では、特に、パルスオキシメトリセンサが患者の胸などのノイズが発生しやすい場所に配置されている状況で、パルスオキシメトリ信号のノイズを低減し、酸素飽和度の値の計算を可能にするために、パルスオキシメトリ信号と時間的に一致して収集されたECG信号が用いられ得る。この手法は、本開示の全体を通して「フレーミング」と呼ばれる。一部の実装では、この態様は、(a)複数の心拍にわたる心電図信号を測定するステップと、(b)心電図信号と1つ以上のパルスオキシメトリ信号が1つ以上の心拍にわたって時間的に一致するように、複数の心拍にわたって1つ以上のパルスオキシメトリ信号を測定するステップと、(c)心電図信号の一部と1つ以上のパルスオキシメトリ信号を1つ以上の心拍にわたって時間的に一致する様態で比較して、1つ以上のパルスオキシメトリ信号のそれぞれの定数成分及び主要な周期的成分を決定するステップと、(d)1つ以上のパルスオキシメトリ信号の定数成分及び主要な周期的成分から酸素飽和度を求めるステップによって実施され得る。ECG信号及びパルスオキシメトリ信号の測定は、本発明のデバイスの実装によって実施され得る。特に、パルスオキシメトリ信号は、本発明のデバイスの光検出器によって収集された反射赤外信号及び反射赤色光信号であり得る。代替としては、赤色及び赤外の一方又は両方に加えて又はその代わりに、例えば緑色などの他の色が挙げられる。このような代替を以下でさらに説明する。
心拍に対応するパルスオキシメトリ信号の間隔は、このような信号を時間的に一致するECG信号と比較することによって決定され得る。例えば(限定することを意図しない)、このような間隔を識別するために、時間的に一致するECG信号の連続するR波ピークが用いられ得るが、ECG信号の他の特徴も同様に用いられ得る。このような間隔が識別されると、パルスオキシメトリ信号の信号ノイズを低減し、定数成分(「DC成分」と呼ばれることもある)と主要な周期的成分(「AC成分」と呼ばれることもある)のより信頼できる値を得るために、間隔内の対応する時間での値を平均され得る(例えば、Warner et al, Anesthesiology, 108: 950-958(2008))。或る間隔内に記録される信号値の数は、使用する検出器及び処理電子機器の信号サンプリングレートに依存する。また、間隔は持続時間が異なる場合があるため、間隔内の値のサブセットに平均化が適用される場合がある。後述するように、酸素飽和度値は、従来のアルゴリズムを使用してこのようなDC及びAC成分から計算され得る。このような平均が計算され得る心拍又は間隔の数は、以下に示すように大きく異なり得る。一部の実装では、1つ以上の心拍又は間隔からの信号を分析することができ、他の実装では、複数の心拍又は間隔からの信号を分析することができ、一部の実装では、このような数は、2~25の範囲内、又は5~20の範囲内、又は10~20の範囲内であり得る。
説明したように、パルスオキシメトリ法では、赤色及び赤外波長でフォトプレチスモグラム(PPG)信号が測定される。DC又は平均値が推定され、差し引かれ、AC又は拍動性信号の比が推定及び/又は平均される。後述するように、2つの信号間の線形回帰を用いることができる。しかしながら、赤色信号と赤外信号との両方に同様のノイズが存在するため、パフォーマンスは制限される。光は、水又は他の組織よりも血液にはるかに多く吸収されるため、緑色光(約550nm)を使用して取得されたフォトプレチスモグラフィは、モーションノイズに対してより耐性がある。しかしながら、スペクトルの緑色領域での酸素化された血液と脱酸素化された血液との違いは、赤色の場合よりもはるかに小さい。代替的に、拍動性信号の形状を決定するために、緑色PPG信号(又は赤色/赤外の長時間平均(以下を参照))が用いられ得る。拍動性波形の形状を推定するために、任意の数の異なる波長(緑色、赤色、及び赤外など)の加重平均が用いられ得る。
ECG又は緑色PPG(など)又は赤色/赤外の長時間平均(以下を参照)データは、異なる光波長の2つ以上のフォトプレチスモグラフと時間的に一致する状態で記録され得る。心拍は、ECG又は緑色PPG信号で検出される。これらの心拍により、2つの隣接する心拍間の時間にわたるフォトプレチスモグラムデータの「フレーム」を定義することができる。次いで、これらのフレームのうちの2つ以上を各時間点で平均して、時間間隔の平均フレームを作成することができる。フォトプレチスモグラムは心拍と相関しているため、フォトプレチスモグラフ信号はこの平均化により強化される。しかしながら、心拍と時間的に相関していないモーションアーチファクト又は他のノイズ源は減少する。したがって、平均フレームの信号対ノイズ比は、通常、個々のフレームの信号対ノイズ比よりも高い。
異なる光波長の少なくとも2つのフォトプレチスモグラフの平均フレームが作成されると、線形回帰を使用して2つの平均フレーム信号間の利得を推定することができる。この利得値を使用して、血中酸素飽和度情報又はヘモグロビン、二酸化炭素などの血液中に存在する他の成分を推定することができる。このプロセスは、そうするためにさらなる及び/又は代替的な光波長について繰り返され得る。
本発明の例示的/代替的な方法は、特定の及び/又は個別の信号間の、それが用いられ得る場合/ときには赤色及び赤外及び/又は緑色フレーム信号間の、利得を求めることを含み得る。これらは、最初に2つのフレームを平均することによって見つけることができる。これにより、ノイズが低減された信号を得ることができる。利得は、赤色対組み合わせ及び赤外対組み合わせの線形回帰を行い、これらの2つの結果の比を求めること、又は赤色対緑色との組み合わせ及び赤外対緑色との組み合わせの線形回帰を行い、これらの2つの結果の比を求めること、又は赤色対緑色及び赤外対緑色の線形回帰を行い、これらの2つの結果の比を求めること、又は緑色を赤色及び赤外のそれぞれと組み合わせてこれらの結果の比を使用する線形回帰によって求められる。
別の方法は、可能な利得値を選択することと、前記利得値を平均フレーム信号に乗算することと、異なる波長の平均フレームに関する残差を求めることとを含む。このプロセスは、いくつかの考えられる利得値に対して繰り返され得る。線形単回帰は大域的最小値の利得値を見つけるが、この方法では極小値を見つけることができる。したがって、大域的最小値が、モーションアーチファクト、静脈血の動き、又は別のノイズ源によって生じる相関を表す可能性が高い場合、それは無視され、代わりに極小値が選択され得る。
また別の方法では、はるかに長時間にわたる赤色信号及び/又は赤外信号のアンサンブル平均を使用して脈波形状を決定し、次いで、より短時間平均の信号をその波形形状に適合させる。基本的に、上記の緑色光信号又はECG信号は、赤色/赤外の長時間平均に置き換えることができる。
前述のように、上記態様を実装するための本発明の患者ウェアラブルデバイスは、このような測定のノイズの多い領域、例えば、胸部位置などの顕著な局所的な皮膚の動きがある場所又はPPG波形への静脈毛細血管の顕著な寄与が存在する場所で酸素飽和度をモニタリングするのに特に有用であり得る。
本発明の上記の態様の一実装が図6A~図6Cに示されている。図6Aでは、曲線A(600)は、赤外反射についての本発明のデバイスのフォトダイオードの時間(秒)で変化する出力(任意単位)を示し、曲線B(602)は、赤色光反射についてのデバイスのフォトダイオードの時間で変化する出力(任意単位)を示す。一部の実装では、皮膚は、赤色及び赤外LEDで交互に照射され、生成された信号は同じフォトダイオードで収集される。図6Bでは、曲線C(604)で示される、時間的に同期した(すなわち時間的に一致する)ECGデータ(又は代替的に/追加的に前述の緑色PPGデータ又は赤色/赤外の長時間平均)が、図6Aのプロットに追加されている。ECGデータのピーク値(例えば、ピーク606及び608)を使用して、パルスオキシメトリデータのフレーム又は間隔を定義することができる。さらなる連続するフレーム又は間隔が610、612及び614で示されており、さらなるフレームは同様に決定され得る。この態様によれば、複数のフレームからパルスオキシメトリデータが収集される。フレームの数は、特定の用途に応じて大きく異なり得る。一部の実装では、収集されるフレームの数は5~25であり、一実装では、フレームの数は8から10の間である。通常、パルスオキシメトリデータのフレーム又は間隔には、異なる数の信号サンプルが含まれている。すなわち、センサからの出力は、32サンプル/秒などの所定の速度でサンプリングされ得る。ECG(又は緑色PPG又は赤色/赤外の長時間平均)のピーク間の時間が変化する場合、フレームあたりのサンプルの数も変化する。一実装では、フレームの開始点として作用するECG(又は緑色PPG又は赤色/赤外の長時間平均)データの特徴は、パルスオキシメトリデータの関連するピークがフレームのほぼ中間点又は中央になるように選択され、その後、フレームごとに所定の数の信号サンプルが記録される。好ましくは、この実装では、所定の数は、パルスオキシメトリ信号のピークがほぼフレームの中央にあることを保証するのに十分な大きさとなるように選択される。所定の値を超える時間点に対応するサンプル値は使用されない。データの複数のフレームが収集された後で、フレームの対応する時間点での値の平均が計算される。パルスオキシメトリデータのこのようなAC及びDC成分からの平均値が求められ、次いで、ratio-of-ratiosアルゴリズム、例えばCypress SemiconductorのドキュメントNo.001-26779 Rev A(2010年1月18日)などの従来の方法によって相対酸素飽和度を計算するのに用いられる。この基本的な手順は、図6Cのフローチャートに要約されている。最初に、フレームサイズ(サンプルの数の観点での)が決定される(620)。次に、各フレーム内の対応する時間点でのサンプルの値が合計され(622)、その後、各フレームの各時間点での平均値が計算される(624)、次に、ノイズが低減された赤外及び赤色及び/又は緑色光反射のAC及びDC成分が得られる。一部の実装では、これらの成分の値は、従来のアルゴリズムを使用して酸素飽和度を計算するために用いることができる(626)。酸素飽和度の相対値は、特定の実装の測定値を較正することによって絶対値に変換することができる。較正は、個人が様々な大気中の酸素濃度にさらされ、測定される酸素飽和度値が対応する酸素レベルに関連している制御された環境で実行することができる。
ECG及び/又は緑色PPG又は赤色/赤外の長時間平均信号をパルスオキシメトリ信号と比較する上記の実装に加えて、このような比較の他の実装の範囲は当業者の理解の範囲内にある。例えば、ノイズの存在下でパルスオキシメトリ信号のAC成分のピークを見つけるために、パルスオキシメトリの最大値及び/又は最小値の前後の特徴的な時間に位置する時間的に一致するECG信号の特徴を使用して、複数の心拍にわたって平均されたときの(心拍にわたるパルスオキシメトリ信号のすべての値を平均する必要はない)パルスオキシメトリのピーク値及び最小値を確実に決定することができる。例えば、或る間隔内で、ECG信号のR波ピークが、特徴的に、パルスオキシメトリ信号の最大値のxミリ秒前にあり、且つ、パルスオキシメトリ信号の最小値よりもyミリ秒ひきずっている場合、パルスオキシメトリ信号のAC成分に関する重要な情報は、パルスオキシメトリ信号の2つの値だけを繰り返し測定することによって得られる。
一部の実装では、心拍タイミング(例えば、ECGからの)及びPPG信号は、脈波伝達時間、すなわち、圧力波が心臓から体内の他の場所に伝わるまでの時間を求めるのに用いることができる。次いで、脈波伝達時間の測定値を使用して血圧を決定又は推定することができる。心拍タイミング、ECG、及び/又はPPG信号は、従来の又は他の開発予定の方法、システム、又はデバイスによって生成され得るか、又は、本明細書に別段の記載があるようなウェアラブルデバイスによって開発され得ることに留意されたい。すなわち、本発明のアルゴリズムは、ウェアラブル心臓デバイスで使用できるだけでなく、別個に使用することもできる。
本明細書の他の場所に開示されているように、いくつかの心拍のPPG信号は、それぞれ心拍と相関させることで平均することができる。その結果、心拍数に相関するPPG信号が強化され、相関していないノイズが減少したPPGフレームが得られる。さらに、PPGフレームは心拍のタイミングと既に相関しているので、フレーム自体の開始又は終了のいずれかに対してピーク又は最小のいずれかの位置を決定することにより、脈波伝達時間を推定することができる。これは、最小及び/又は最大のサンプルを見つけること、又は信号を補間して、測定されたサンプル間のポイントを見つけることのいずれかによって行われ得る。例えば、補間は、2次フィット、3次スプライン、デジタルフィルタリング、又は多くの他の方法で行われ得る。
脈波伝達時間も、PPGフレームをサンプル信号と相関させることによって推定することができる。2つの信号を互いに対してシフトさせることにより、最大の相関をもたらす時間シフトが決定され得る。サンプル信号が予想されるPPGフレームの近似値である場合、最大の相関をもつ時間シフトを使用して脈波伝達時間を求めることができる。
本明細書で開示されるすべての方法において、脈波伝達時間(PTTとしても知られている)は、PPGによる血中酸素の決定における誤差の指標として同様に、又は代替的に用いることができる。PTTは、心臓の脈波が被検者の体の心臓から特定の距離に配置されたセンサまで移動するのにかかる時間の測定値である。PTTは、ECG波形とPPG波形の両方を提供するウェアラブルデバイスでの収縮期血圧の相対測定の代わりによく用いられる。PPG波形がモーションアーチファクト又は静脈毛細血管アーチファクトなどの他の非動脈波形によって変調されるとき、波形は非常に不安定になり、血中酸素の不正確な決定につながる可能性がある。したがって、経時的なPTTの安定性の測定は、導出された酸素レベルの信頼度を判定する技術として用いることができる。
正常な機能では、拍動性波形は、形状と測定部位への到達時間に関して比較的静的である。しかしながら、PPG波形がモーションアーチファクト又は静脈血管アーチファクトなどの他の非動脈波形によって変調されるとき、波形は非常に不安定になり、血中酸素の不正確な決定につながる可能性がある。このため、経時的なPTTの安定性の測定は、SpO2としても知られている導出された酸素レベルの信頼度を判定する技術として用いることができる。以下に、PTTの安定性が短時間にわたるPTTの標準偏差によって決定されるこの技術の実証を示し、これは、導出された酸素レベルにおける誤差を示す。図2Jでは、正常からの偏差が、水平マーカ449付近から水平マーカポイント1289付近の少し後まで、PTTの標準偏差で示されている。対応するSpO2曲線では、酸素の決定における偏差が、ポイント449から1289の少し後まで、対応して示されている。したがって、PTT標準偏差は、酸素の決定における誤差、すなわち、SpO2濃度をレポートする際に信号送信する又は他の方法で通信する又は使用することができる誤差を示す。
PPGによるSpO2の決定における誤差の指標として脈波伝達時間の使用を実装するために、3ステップの方法が実施され得る。第1のステップにおいて、各心拍について時間的に一致する心電図及びフォトプレチスモグラムから脈波伝達時間が求められる。次いで、通常の心拍数の10秒~30秒の時間に対応する10~45心拍を含む期間にわたる脈波伝達時間の標準偏差が計算される。最後に、PTTの標準偏差が閾値を超えるとき、SpO2の決定と共に信頼度が発行される。信頼度は、PTTの標準偏差の値及び/又はPTTの標準偏差が決定された閾値を上回る時間に応じて、いくつかの値をとり得る。PTTは、血圧とセンサの正確な位置に依存するため、患者ごとに大きく異なる。したがって、閾値は患者ごとにあらかじめ決めておく必要がある。例えば、PTTは、PTTの平均値及び標準偏差をもたらす短い較正期間中に測定され得る。次いで、較正中に測定されたPTT標準偏差の関数として閾値が決定され得る。
本発明の例示的な方法論又はアルゴリズムがここで説明され、図7A、図7B、及び図7Cに示される。最初に、このような方法710(パート710a、710b、及び/又は710cを含む及び/又はそれらにより定義される)は、例えば図7Aに示すように、入力として少なくとも1つの心拍(典型的なECG)信号712及び少なくとも1つのPPG信号711を取得する。各心拍からR波又は他のECG特徴を検出することによって心拍タイミング情報を生成するために心拍タイミング情報/信号712が使用され、心拍タイミング情報のより良好な推定値を得るために複数のECG信号(すなわち、体上の位置からの異なるリード)が使用され得る。PPG信号711は、単一の光波長又は複数の光波長からの信号を使用することができる。各PPG信号711に関連する対応する心拍タイミング情報を使用して、各PPG信号711が「フレーム」(図7AのPPGフレーム1、PPGフレーム2、及びPPGフレームN参照)にセグメント化され、各フレームには、対応する1つの心拍の持続時間にわたる単一波長のPPG信号が含まれる。
随意的に、しかし典型的には、PPG信号品質の推定も行われ得る。この例は、図7Bの方法パート710bとして示される。この推定は、PPG信号の分散、PPG信号の推定信号対ノイズ比、PPG信号飽和、加速度計又はジャイロスコープからの患者の動き情報、ECG又はインピーダンス測定のノイズ推定、又はPPG信号品質に関する他の情報を考慮し得る。図7Bに示されているのは、加速度計信号713をPPG信号711と併せて使用してPPG信号品質値/推定714を生成する例である。この信号品質の推定714を心拍タイミング情報712と併せて使用して、各フレームの利得(図7BのPPGフレーム1利得、PPGフレーム2利得、及びPPGフレームN利得参照)を生成することができ、信号品質が低いと利得が低くなる。計算時間を減らすために、信号品質の推定714を省略することができ、利得情報に定数を使用することができる。
図7Cに示すように、利得情報(図7BからのPPGフレーム1利得、PPGフレーム2利得、及びPPGフレームN利得)をフレーム情報(図7AからのPPGフレーム1、PPGフレーム2、及びPPGフレームN)と共に使用して(ここでは組み合わされた/操作されたものとして示される)、重み付されたnサンプル移動平均フレーム715を作成することができ、心拍タイミングと相関しているPPG信号が強化され、相関していないノイズが低減される。フレーム(n)715に含まれるサンプルの数は、ノイズを低減するように又は応答時間を減少させるように適合され得る。フレームは、さらに遠くにあって潜在的に関連性が低いフレームに関して、最近の又は近い将来のフレームの寄与を増大させるべく時間によってさらに重み付けされ得る。この時間によるさらなる重み付けは、IIR(無限インパルス応答)又はFIR(有限インパルス応答)フィルタを使用して実施することができる。
平均フレーム715が所与の瞬間に生成されると、心拍に対するフレーム信号のシフトを見つけることによって脈波伝達時間716を求めることができる。これは、信号が最小又は最大であるサンプルインデックス717を見つけて、これをフレーム境界(心拍タイミング)と比較して脈波伝達時間を求めることで簡単に行われ得る。より正確な結果を得るために、最小又は最大値の周りにスプライン又は多項式のあてはめを使用して信号を補間することができ718、サンプルレートよりも高精度で最小又は最大を決定することができる。最後に、平均フレームがテンプレートに対してシフトされている参照フレームテンプレートとフレームを比較することができる719。平均フレームとテンプレートとの相関が最も高いシフトは、伝達時間716を示す。この参照テンプレートは、所定の信号であり得るか、又は、既知の伝達時間での長期のフレーム平均を使用することによって適応され得る。
このような方法論は、従来の及び/又は開発予定の技術を含むがこれらに限定されない様々なソースから得られた、又は、どちらか一方又は他方を単独で又は一緒に、及び/又は以下でさらに説明するようにウェアラブルデバイス及び/又はシステムから得られた品質信号(PPG分散、推定PPG信号対ノイズ比、PPG信号飽和、患者の動きの加速度計又はジャイロスコープデータ、ECG又はインピーダンス測定のノイズ推定、又はPPG信号品質に関する他の情報)と一緒に得ることができる、PPG及び心拍タイミング情報と共に用いることができることに留意されたい。
Claims (12)
- パルスオキシメトリ法であって、
患者の体にフォトプレチスモグラフィセンサを配置することと、
静脈毛細血管の寄与が25%未満、好ましくは15%未満、より好ましくは10%未満のフォトプレチスモグラムを測定することと、
前記フォトプレチスモグラムでの動脈拍動を決定することと、
Ratio of Ratios法を使用して末梢酸素飽和度を求めることと、
を含む、パルスオキシメトリ法。 - 静脈毛細血管の寄与が25%未満のフォトプレチスモグラムを測定することは、
フォトプレチスモグラムと時間的に一致する心電図をとることと、
前記心電図で連続する心拍のQRS群を検出することと、
隣接する2つの心拍間の時間間隔にわたるフォトプレチスモグラムの一連のフレームを定義することと、
静脈毛細血管の寄与が25%未満、好ましくは15%未満、より好ましくは10%未満である前記時間間隔にわたるフォトプレチスモグラムを作成するべく、これらのフレームのうちの2つ以上を各時間点で集約することと、
を含む、請求項1に記載のパルスオキシメトリ法。 - 各心拍について時間的に一致する心電図及びフォトプレチスモグラムから脈波伝達時間を求めることと、
10~45心拍を含む期間にわたる脈波伝達時間の標準偏差を計算することと、
前記脈波伝達時間の標準偏差から末梢酸素飽和度測定の信頼度を判定することと、
をさらに含む、請求項2に記載のパルスオキシメトリ法。 - 好ましくは反射赤外信号に基づく波形と反射赤色光信号に基づく波形とを含む、異なる波長の2つ以上のフォトプレチスモグラフィ波形が決定される、請求項2又は請求項3に記載のパルスオキシメトリ法。
- 前記フォトプレチスモグラムのそれぞれの定数成分及び一次周期的成分が決定される、請求項2~請求項4のいずれか一項に記載のパルスオキシメトリ法。
- 前記一連のフレームを定義することは、前記心電図信号の特徴に基づいて前記フォトプレチスモグラムの間隔を定義し、このような複数の間隔にわたる前記フォトプレチスモグラムの値を平均することを含む、請求項2~請求項5のいずれか一項に記載のパルスオキシメトリ法。
- 前記フォトプレチスモグラムの前記定数成分及び前記一次周期的成分は、前記平均値から決定される、請求項5及び請求項6に記載のパルスオキシメトリ法。
- 前記心電図は、それぞれ前記各心拍のピーク値を有するR波信号を含み、前記間隔は、前記R波信号のピーク値に対して決定される、請求項6又は請求項7に記載のパルスオキシメトリ法。
- フォトプレチスモグラフィセンサ及びECGセンサを含むパルスオキシメータであって、請求項2~請求項8のいずれか一項に記載のパルスオキシメトリ法を実施するのに適するパルスオキシメータ。
- 前記フォトプレチスモグラフィセンサは、接着剤層によって取り囲まれた光学レンズを含み、前記光学レンズは、静脈毛細血管のみを圧迫するのに十分な大きさの圧力を維持するべく突き出ている、請求項1に記載のパルスオキシメトリ法。
- 前記フォトプレチスモグラフィセンサは、患者の皮膚に接着されることを意図された基板上に配置され、前記基板から0.1mmを超える、好ましくは0.5mmを超える厚さだけ突き出ている、請求項1に記載のパルスオキシメトリ法。
- 前記フォトプレチスモグラフィセンサは、患者の背中、好ましくは首のうなじの近く、より好ましくは椎骨上、理想的にはT1椎骨上に配置される、請求項1に記載のパルスオキシメトリ法。
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