JP2023537516A - 流体浸潤および生理学的パラメータを測定するための埋設されたセンサを伴うｉｖ包帯 - Google Patents

Abstract

本発明は、ＩＶカテーテルを患者に固着させながら、同時に、埋設された末梢静脈圧（ＰＶＰ）、インピーダンス、温度、光学、および運動センサを使用して、ＩＶシステムの性質（例えば、浸潤、溢出、閉塞）および患者の生理学的パラメータ（例えば、心拍数、ＳｐＯ２、呼吸数、温度、および血圧）を特性評価することに役立つ、静脈内（ＩＶ）包帯システムを提供する。着目すべきこととして、本システムは、ＰＶＰ波形を動脈ＢＰ値（例えば、収縮期および拡張期血圧）に変換する。

Description

（優先権の主張および関連出願の相互参照）
本願は、その全内容が、参照することによってその全体として本明細書に組み込まれ、依拠される、２０２０年８月１２日に出願され、「ＩＶ ＤＲＥＳＳＩＮＧ ＷＩＴＨ ＥＭＢＥＤＤＥＤ ＳＥＮＳＯＲＳ ＦＯＲ ＭＥＡＳＵＲＩＮＧ ＦＬＵＩＤ ＩＮＦＩＬＴＲＡＴＩＯＮ ＡＮＤ ＰＨＹＳＩＯＬＯＧＩＣＡＬ ＰＡＲＡＭＥＴＥＲＳ」と題された、米国仮特許出願第６３／０６４，６９０号の優先権および利益を主張する。

本明細書に説明される発明は、薬物および流体送達のためのシステムに関し、例えば、病院および医療診療所において患者を監視するためのシステムに関する。

用語が、語句「本明細書「＿＿＿＿＿＿」」または類似する文言を使用して本明細書に明確に定義されない限り、その用語の意味をその平易または通常の意味以外に限定するいかなる意図も、存在しない。任意の用語が、単一の意味と一貫する様式で本書に言及される範囲について、それは、明確化のためにのみ行われ、そのような請求項用語が、その単一の意味に限定されることを意図していない。最後に、請求項要素が、任意の構造の列挙を伴わずに単語「手段」および機能を列挙することによって定義されない限り、任意の請求項要素の範囲が、３５Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１２（ｆ）（米国特許法１１２条（ｆ））の適用に基づいて解釈されることを意図していない。

入院患者の適切な処置は、典型的には、１）静脈内（本明細書では「ＩＶ」）カテーテルおよび注入ポンプを使用する薬品および流体の送達、および２）患者モニタを用いたバイタルサインおよび血行動態パラメータの測定を要求する。典型的には、ＩＶカテーテルは、患者の手または腕における静脈の中に挿入され、患者モニタは、患者の身体上に装着される（または内に挿入される）センサに接続される。ＩＶカテーテルは、典型的には、大接着性絆創膏または包帯を使用して、定位置に保持され、その最も一般的ものは、「Ｔｅｇａｄｅｒｍ」の商標名を有し、（Ｓａｉｎｔ Ｐａｕｌ， ＭＮ）を拠点とする、３Ｍ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎによって市販されている。その接着剤基材に加え、Ｔｅｇａｄｅｒｍは、抗菌性コーティングを含み、ＩＶ部位における感染症の発症を低減させ得る。Ｔｅｇａｄｅｒｍおよび関連ＩＶ包帯は、典型的には、上記に説明されるもの等の生理学的パラメータを測定するための任意のセンサを欠いている。

ＩＶシステムは、典型的には、注入ポンプまたはＩＶバッグを使用して、流体の送達を制御する。注入ポンプまたはＩＶバッグは、管類または「ＩＶセット」を通して、カテーテルに接続され、患者の静脈内に挿入される。ある場合には、カテーテルは、静脈から外に滑動し、流体を周囲組織に誤って送達し得る。本事例は、本明細書では、「ＩＶ浸潤」と称される。ＩＶ浸潤の一般的兆候は、炎症、皮膚のつっぱり感、およびカテーテルが挿入された部位の周囲の疼痛を含む。確認および治療されないままにされると、ＩＶ浸潤は、深刻な疼痛、感染症、コンパートメント症候群、および影響される四肢の切断さえもたらし得る。浸潤からの漏出された溶液が、壊死起因性抗癌剤（組織傷害、疱疹、または深刻な組織損傷を引き起こすもの）であるとき、これは、「溢出」と称される。本タイプのＩＶ故障からの傷害は、深刻であり得、四肢における機能の喪失に、損傷が十分に深刻である場合には、組織死亡（壊死としても知られる）につながり得る。さらに他の症例では、カテーテルの先端が、血餅または投薬療法物で詰まり、したがって、患者の静脈の中への液体の流動を妨害し得、これは、本明細書では、「ＩＶ閉塞」と称される。

ＩＶ浸潤は、ＩＶシステムに関わる一般的合併症および源である（可能性として、浸潤に起因する末梢ＩＶライン故障の２３％にも及ぶ）（Ｈｅｌｍ ＲＥ， Ｋｌａｕｓｎｅｒ ＪＤ， Ｋｌｅｍｐｅｒｅｒ ＪＤ， Ｆｌｉｎｔ ＬＭ， Ｈｕａｎｇ Ｅ．， “Ａｃｃｅｐｔｅｄ ｂｕｔ ｕｎａｃｃｅｐｔａｂｌｅ： ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ＩＶ ｃａｔｈｅｔｅｒ ｆａｉｌｕｒｅ．”， Ｊ Ｉｎｆｕｓ． Ｎｕｒｓ． ２０１５；３８（３）：１８９－２０３）。ＩＶ設置の間の臨床医過誤、カテーテルの先端を脱落させる、またはそれに静脈壁を貫通させる、四肢移動、高流率に起因する、脆弱静脈の破裂、および静脈壁に及ぼす酸性または高オスモル濃度薬物の影響を含む、多くのＩＶ浸潤源が存在する。溢出が、ひいては、化学療法を受ける患者の０．１～６％で生じる（Ａｌ－Ｂｅｎｎａ Ｓ， Ｏ’Ｂｏｙｌｅ Ｃ， Ｈｏｌｌｅｙ Ｊ．， “Ｅｘｔｒａｖａｓａｔｉｏｎ ｉｎｊｕｒｉｅｓ ｉｎ ａｄｕｌｔｓ．”， ＩＳＲＮ Ｄｅｒｍａｔｏｌ． ２０１３；２０１３：８５６５４１）。

無数の原因に起因して、ＩＶ浸潤の発生率は、患者母集団および処置設定によって変動する。ＩＶ浸潤は、小児科および新生児母集団において、特に、本人口統計に応対する集中治療室において、最高発生率を有する。ここでは、末梢ＩＶは、一般的であるが、患者のより小さい血管系およびそれに相当するカテーテルゲージが、それらを設置することをより困難にし、ＩＶ浸潤の比較的に高発症につながる。高齢者または病的肥満者のような他の患者母集団もまた、脆弱静脈および設置の困難性等の源に起因して、ＩＶ浸潤のより高いリスクに曝される。

大部分の病院設定では、患者モニタが、ＩＶシステムとともに使用され、バイタルサインおよび血行動態パラメータを患者から測定する。従来の患者モニタは、典型的には、胴体装着型電極を使用して、心電図（本明細書では「ＥＣＧ」）およびインピーダンスニューモグラフィ（本明細書では「ＩＰ」）波形を測定し、それから、心拍数（本明細書では「ＨＲ」）、心拍数変動性（本明細書では「ＨＲＶ」）、および呼吸数（本明細書では「ＲＲ」）を計算する。殆どの従来のモニタはまた、典型的には、患者の指または耳たぶにクリップ留めされるセンサを用いて、光電式指尖容積脈波（本明細書では「ＰＰＧ」）波形と呼ばれる、光学信号を測定する。そのようなセンサは、これらのＰＰＧ波形から血中酸素レベル（本明細書では「ＳｐＯ_２」）および脈拍数（本明細書では「ＰＲ」）を計算することができる。より高度なモニタはまた、血圧（本明細書では「ＢＰ」）、とりわけ、収縮期（本明細書では「ＳＹＳ」）、拡張期（本明細書では「ＤＩＡ」）、および平均（本明細書では「ＭＡＰ」）ＢＰを測定することができる。ポータブルおよび身体装着型デバイスのいずれかであり得る、デジタル聴診器は、心音および心雑音を示す心音図（本明細書では「ＰＣＧ」）波形を測定することができる。

ＢＰは、特に測定することが困難であり得る、臨床的に重要なバイタルサインである。ＢＰ測定値に関する「至適基準」は、動脈ラインであって、これは、直接、動脈圧を測定する、トランスデューサを特徴とする、侵襲性カテーテルである。カテーテルは、動脈（典型的には、橈骨、上腕、または大腿動脈）の中に挿入され、トランスデューサが、機械的圧力を検出し、それを動態エネルギーに変換し、これは、患者モニタ上に表示されることができる。表示される測定値は、ＳＹＳ、ＤＩＡ、およびＭＡＰの値を、時間依存圧力波形とともに、含むことができる。動脈ラインは、直接心拍間測定値として広く使用されるが、高度に侵襲性である。したがって、感染症等の合併症のリスクに曝され、患者にとって疼痛を伴い得る。

動脈ラインと対照的に、ＢＰを検出する間接的非侵襲性方法は、血圧計であって、これは、制御された方法において、下層動脈を圧潰および解放する、膨脹可能カフである。血圧計は、臨床医が、橈骨動脈を触診しながら、カフを患者の上腕（例えば、二頭筋）上で膨張させることを伴う、手動触診方法に依拠する。臨床医は、カフを脈波を消失させる圧力まで膨脹させ、カフが収縮されるにつれて、そこで脈波が動脈が解放されることに起因して再現する、圧力は、ＳＹＳである。

血圧計を使用する別の手動方法は、聴診であって、これは、患者の二頭筋の周囲に巻着される、カフが、膨脹され、次いで、収縮される間、聴診器を介して、動脈を聴取することを伴う。触診方法と同様に、聴診の間、臨床医は、カフを患者の動脈圧の上方で膨脹させる。臨床医は、次いで、カフをゆっくりと収縮させ、これは、ＳＹＳを信号伝達する、「Ｋｏｒｏｔｋｏｆｆ音」の出現をもたらす。Ｋｏｒｏｔｋｏｆｆ音は、動脈の内圧がカフの内圧を上回って上昇するとき、血液のボーラスが閉塞された動脈を通して噴出するにつれて発生される。血液の噴出は、乱流を生成し、可聴音を生成する。いったんカフが、十分に収縮されると、Ｋｏｒｏｔｋｏｆｆ音は、消失し、動脈を通した積層血流が復元されるにつれて、ＤＩＡを信号伝達する。

血圧計に類似する、カフベースのシステムを使用する自動方法もまた、ＢＰを測定するために広く使用されている。最も一般的方法のうちの１つは、振動測定である。ここでは、カフは、カフ圧力の時間依存変化を検出する圧力トランスデューサを特徴とする。測定の間、各動脈脈波に伴って、血流は、患者の腕の体積を若干変化させ、それによって、圧力トランスデューサが検出する、小圧力脈波をカフ内で生成する。カフが、膨脹するにつれて、デバイスは、血流が脈波の不在によって停止されているときを検出することができる。デバイスは、次いで、カフをゆっくりと収縮させ、その時点で、小圧力脈波の出現は、ＳＹＳを示し、それらの脈波の後続消失は、ＤＩＡおよび積層血流の復帰を示す。

聴診および振動測定を使用する方法は、非侵襲性であるが、カフの不快な本質に起因して、依然として、患者間で許容度のレベルが変動する。加えて、これらの方法は、断続的であって、持続的血圧測定が昇圧薬用量調整等の臨床上有用であろう状況に関して、限定された価値を有する。

最近の進歩はまた、持続的でもある、非侵襲性ＢＰ測定につながっている。そのような方法は、体積クランプ技法、動脈圧平圧力測定法、光学センサ、および「収縮期時間間隔」を測定し、次いで、アルゴリズムを使用して、これらをＢＰ値に変換する、マルチセンサ技法を使用することを伴う。

「Ｃｌｅａｒｓｉｇｈｔ」（Ｉｒｖｉｎｅ， ＣＡを拠点とする、Ｅｄｗａｒｄｓ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ製）によって使用されるもの等の体積クランプ技法は、指カフと、光源およびフォトダイオードを含む、光学センサとを特徴とする。指カフは、膨脹され、指内の動脈の一貫した直径を維持し、これは、次いで、光学センサによって測定される。指カフは、圧力を調節し、動脈の直径を維持する。これらの調節は、ＳＹＳおよびＤＩＡに対応する、圧力曲線を計算するために使用されることができる。

動脈圧平圧力測定法は、骨にわたって配置される、動脈（典型的には、橈骨動脈）にわたって、圧力センサを設置することを伴う。測定の間、デバイスによって印加される圧力は、センサを動脈に対して押圧させる。圧力センサは、動脈壁を平坦化するために必要とされる圧力を測定し、ＳＹＳおよびＤＩＡの測定値につながる。

非侵襲性かつ持続的の両方である、さらに別の技法では、同時に、ＰＰＧおよびＥＣＧ波形を測定する、センサが、収縮期時間間隔、すなわち、信号が患者内の２つの点間を伝搬するためにかかる持続時間を測定することによって、ＢＰの推定値をもたらし得る。脈波伝播時間（本明細書では「ＰＴＴ」）と呼ばれる、具体的技法は、ＰＰＧまたはＰＣＧ波形内の心拍動誘発脈波（典型的には、胸部または腕から測定される）および身体上の異なる場所において測定された脈波（典型的には、指において測定されるＰＰＧ波形）を分離する、時間である。脈波到着時間（本明細書では「ＰＡＴ」）は、ＥＣＧＲ波（典型的には、胸部から測定される）およびＰＰＧ波形内の脈波（典型的には、指において測定される）を分離する、時間を測定することを除き、類似概念を使用する。ＰＡＴは、前駆出期（本明細書では「ＰＥＰ」）と、等容性収縮時間（本明細書では「ＩＣＴ」）とを含むという点で、ＰＴＴと異なる。ＰＴＴおよびＰＡＴは両方とも、ＢＰに反比例し、これらの技法に基づく大部分の測定値は、カフベースのシステム、典型的には、振動測定に基づく、自動化されたシステムを用いて較正され、ＳＹＳおよびＤＩＡの絶対測定値をもたらす。「ＶｉＳｉ」システム（Ｓａｎ Ｄｉｅｇｏ， ＣＡを拠点とする、Ｓｏｔｅｒａ Ｗｉｒｅｌｅｓｓ製）は、ＰＡＴに基づく、市販のＢＰ測定デバイスである。

いくつかの患者モニタは、完全に身体装着型である。これらは、典型的には、ＥＣＧ、ＨＲ、ＨＲＶ、およびある場合には、ＲＲを測定するパッチの形状をとる。そのようなパッチはまた、運動（本明細書では「ＡＣＣ」）波形を測定する、加速度計を含むことができる。アルゴリズムが、ＡＣＣ波形から患者の姿勢、運動の程度、転倒、および他の関連パラメータを決定することができる。患者は、典型的には、病院において、これらのタイプのパッチを装着する。代替として、それらは、歩行および自宅使用のためにも使用される。パッチは、典型的には、比較的に短い時間周期（例えば、数日から数週間）にわたって装着される。それらは、典型的には、無線であり、通常、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）送受信機等の技術を含み、情報を短距離にわたって二次「ゲートウェイ」デバイスに伝送し、これは、典型的には、情報をクラウドベースのシステムに伝送するためのセルラーまたはＷｉ－Ｆｉ無線を含む。

さらにより複雑な患者モニタは、Ｓｗａｎ－Ｇａｎｚまたは肺動脈カテーテルと呼ばれる侵襲性センサを使用して、１回拍出量（本明細書では「ＳＶ」）、心拍出量（本明細書では「ＣＯ」）、および心楔入圧等のパラメータを測定する。測定を行うために、これらのセンサは、患者の左心内に位置付けられ、それらは、バルーンカテーテルを使用して、小さい肺血管の中に「楔留め」される。本非常に侵襲性の測定の代替として、患者モニタは、類似するパラメータを測定するために、生体インピーダンスおよび生体リアクタンス等の非侵襲性技法を使用することができる。これらの方法は、身体部分上で身体装着型電極を展開し（典型的には、患者の胸部、脚、および／または頸部上に展開される）、生体インピーダンスプレチスモグラム（本明細書では「ＩＭＰ」）および／または生体リアクタンス（本明細書では「ＢＲ」）波形を測定する。ＩＭＰおよびＢＲ波形の分析は、ＳＶ、ＣＯ、および胸部インピーダンスをもたらし、これは、患者の胸部内の流体の代理となる（本明細書では「ＦＬＵＩＤＳ」）。着目すべきこととして、ＩＭＰおよびＢＲ波形は、概して、類似する形状を有し、類似する測定技法を使用して感知され、したがって、本明細書では同義的に使用される。

ＢＰ、あまり一般的ではないが、ＳＶ、ＣＯ、およびＦＬＵＩＤＳを測定するデバイスは、臨床医が、患者の血液体積、流体応答性、およびある場合には、中心静脈圧（本明細書では「ＣＶＰ」）等の関連計測値を推定することを可能にする、計測値をもたらすことができる。まとめると、これらのパラメータは、ある医学的条件を診断し、蘇生活動を誘導することができる。しかし、Ｓｗａｎ－Ｇａｎｚおよび肺動脈カテーテルの非常に侵襲的な性質は、不利であり得、高い感染リスクを伴う。加えて、ＣＶＰ測定値は、循環系が、末梢を犠牲にして中枢循環系の血液体積レベルを保護することによって、血液体積不均衡（特に、循環血液量減少）を補償することを試みるとき等、ある急性条件に応答して、変化がより緩慢になり得る。例えば、末梢血管における収縮は、中枢系に対する流体損失の効果を低減させ、それによって、従来のＣＶＰ測定において血液損失を一時的に隠蔽し得る。そのような隠蔽は、患者条件の認識および治療の遅れにつながり、それによって、転帰を悪化させ得る。

これらおよび他の欠点に対処するために、末梢静脈波形分析（本明細書では「ＰＩＶＡ」）と呼ばれる測定技法が、米国特許出願第１４／８５３，５０４号（２０１５年９月１４日に出願され、米国特許公開第２０１６／００７３９５９号（特許文献１）として公開された）およびＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＵＳ１６／１６４２０号（２０１６年２月３日に出願され、第ＷＯ２０１６／１２６８５６号（特許文献２）として公開された）（その内容は、参照することによって本明細書に組み込まれる）に説明されるように、開発された。これらの文書は、患者の静脈系内に挿入された留置カテーテルから信号を受信し、それから発生された信号を処理する遠隔電子機器にケーブルを通して接続する、圧力トランスデューサを特徴とするセンサ（本明細書では「ＰＩＶＡセンサ」）を説明している。ＰＩＶＡセンサは、典型的には、生理食塩水点滴装置または注入ポンプに取り付けられるＩＶ管類を含む、既存のＩＶラインを使用して、末梢静脈圧（本明細書では「ＰＶＰ」）を示す時間依存波形を測定する。ＰＶＰ波形は、フィルタリングされ、比較的に高周波数信号成分（本明細書では「ＰＶＰ－ＡＣ」波形）と、低周波信号成分（本明細書では「ＰＶＰ－ＤＣ」波形）とを示すことができる。用語「ＡＣ」は、通常、交流電流を説明するために使用されるが、本明細書では、時間的に急速に変化する、信号成分を示すために使用される。同様に、ＰＶＰ波形の低周波成分は、比較的に安定し、経時的に変動せず、したがって、用語「ＤＣ」によって示され、これは、通常、時間に伴って急速に変化しない、直流および対応する信号を説明するために使用される。ＰＩＶＡセンサを用いて行われる測定は、典型的には、高速フーリエ変換（本明細書では「ＦＦＴ」）と呼ばれる方法論を使用して、遠隔コンピュータを用いて実施される、周波数ドメインへのＰＶＰ波形（典型的には、ＰＶＰ－ＡＣ波形）の数学的変換を特徴とする。ＦＦＴを用いて発生される周波数ドメインスペクトルの分析は、それぞれ、患者のＨＲおよびＲＲを示す、ＲＲ周波数（本明細書では「Ｆ０」）およびＨＲ周波数（本明細書では「Ｆ１」）をもたらすことができる。Ｆ０およびＦ１のより詳細な分析、例えば、これらのピークの振幅を決定する、または代替として、最大ピーク振幅を中心とする曲線下の面積を積分するためのコンピュータアルゴリズムの使用は、これらの特徴の「エネルギー」を決定する。これらのエネルギーのさらなる処理は、患者の血液体積ステータスのインジケーションをもたらす。そのような測定は、例えば、以下の参考文献（その内容は、参照することによって本明細書に組み込まれる）、すなわち、１）Ｈｏｃｋｉｎｇ ｅｔ ａｌ．， 「Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｖｅｎｏｕｓ ｗａｖｅｆｏｒｍ ａｎａｌｙｓｉｓ ｆｏｒ ｄｅｔｅｃｔｉｎｇ ｈｅｍｏｒｒｈａｇｅ ａｎｄ ｉａｔｒｏｇｅｎｉｃ ｖｏｌｕｍｅ ｏｖｅｒｌｏａｄ ｉｎ ａ ｐｏｒｃｉｎｅ ｍｏｄｅｌ．」， Ｓｈｏｃｋ． ２０１６ Ｏｃｔ；４６（４）：４４７－５２、２）Ｓｉｌｅｓｈｉ ｅｔ ａｌ．， 「Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｖｅｎｏｕｓ ｗａｖｅｆｏｒｍ ａｎａｌｙｓｉｓ ｆｏｒ ｄｅｔｅｃｔｉｎｇ ｅａｒｌｙ ｈｅｍｏｒｒｈａｇｅ： ａ ｐｉｌｏｔ ｓｔｕｄｙ．」， Ｉｎｔｅｎｓｉｖｅ Ｃａｒｅ Ｍｅｄ． ２０１５ Ｊｕｎ；４１（６）：１１４７－８、３）Ｍｉｌｅｓ ｅｔ ａｌ．， 「Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｉｎｔｒａｖｅｎｏｕｓ ｖｏｌｕｍｅ ａｎａｌｙｓｉｓ （ＰＩＶＡ） ｆｏｒ ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｎｇ ｖｏｌｕｍｅ ｏｖｅｒｌｏａｄ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｈｏｓｐｉｔａｌｉｚｅｄ ｗｉｔｈ ａｃｕｔｅ ｄｅｃｏｍｐｅｎｓａｔｅｄ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ － ａ ｐｉｌｏｔ ｓｔｕｄｙ．」， Ｊ Ｃａｒｄ Ｆａｉｌ． ２０１８ Ａｕｇ；２４（８）：５２５－５３２、および４）Ｈｏｃｋｉｎｇ ｅｔ ａｌ．， 「Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｉ．ｖ． ａｎａｌｙｓｉｓ （ＰＩＶＡ） ｏｆ ｖｅｎｏｕｓ ｗａｖｅｆｏｒｍｓ ｆｏｒ ｖｏｌｕｍｅ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｕｎｄｅｒｇｏｉｎｇ ｈａｅｍｏｄｉａｌｙｓｉｓ．」， Ｂｒ Ｊ Ａｎａｅｓｔｈ． ２０１７ Ｄｅｃ １；１１９（６）：１１３５－１１４０に説明される。

残念ながら、ＰＩＶＡセンサを用いた典型的な測定の間、ＨＲおよびＲＲ事象によって誘発されるＰＶＰ波形（典型的には、５～２０ｍｍＨｇ）は、それらの動脈圧の相対物（典型的には、６０～１５０ｍｍＨｇ）よりもはるかに弱い。これは、従来の圧力トランスデューサによって測定される時間依存ＰＶＰ波形における対応する信号の大きさが、多くの場合、非常に弱い（典型的には、５～５０□Ｖ）ことを意味する。加えて、ＰＶＰ波形は、典型的には、患者から遠隔に位置する電子システムを用いて増幅され、調整され、デジタル化され、最終的に処理される。したがって、これらのステップに先立って、波形のアナログバージョンが、ケーブルを通して進行し、これは、それらを減衰させ、（例えば、運動に起因して）雑音を追加し得る。また、ある場合には、ＰＶＰ波形は、単純に、Ｆ０およびＦ１に対応するシグネチャが欠如する。または、一方の一次周波数のピークは、他方の一次周波数の「高調波」（すなわち、所与の周波数の整数倍）によって不明瞭にされる。これは、自動化医療デバイスがＦ０およびＦ１およびこれらの特徴と関連付けられるエネルギーを正確に決定することを困難または不可能にし得る。

米国特許出願公開第２０１６／００７３９５９号明細書 国際公開第２０１６／１２６８５６号

前述に照らして、Ｔｅｇａｄｅｒｍ様包帯、すなわち、ＩＶを患者に固着させる、絆創膏様構成要素の機能を提供し、同時に、ＩＶシステムの性質（例えば、浸潤、溢出、閉塞）および患者の生理学的パラメータ（例えば、ＨＲ、ＨＲＶ、ＳｐＯ_２、ＲＲ、ＴＥＭＰ、およびＢＰ）を特性評価する、ＩＶ包帯システム（本明細書では「ＩＶＤＳ」）を提供することが有益であろう。特に、ＩＶＤＳが、患者の静脈系から生じる、ＰＶＰ信号を測定し、それらを動脈ＢＰ値（例えば、ＳＹＳ、ＭＡＰ、ＤＩＡ）に変換し得る場合、有益となるであろう。

そのような測定を行うために、ＩＶＤＳは、弱雑音ＰＶＰ波形に関連するこれまでの問題を克服し、また、同時に、ＩＶシステムおよび患者に関連する信号を測定する、センサのセットを組み込むように、従来のＰＩＶＡセンサを改良するであろう。そのようなシステムは、患者が病院および医療診療所において監視される方法を改良し得る。これらおよび他の欠点を是正するために、ＩＶＤＳは、埋設されたインピーダンス、温度、および運動センサを特徴とし、拡張および改良されたＰＶＰセンサは、圧力センサがそれらを検出直後（例えば、直接、患者の身体上で）、ＰＶＰ波形を増幅させ、フィルタリングし、デジタル化する、留置静脈カテーテルに近接近して位置する、回路基板を特徴とする。

加えて、本発明によると、ＰＶＰセンサからの測定値は、血行動態パラメータ、例えば、ＳＶ、ＣＯ、およびＦＬＵＩＤＳの独立測定値（パッチセンサまたは同等の患者モニタを用いて行われることができる）と結合され、患者の流体ステータスの改良された理解をもたらすことができる。

本明細書に説明されるＩＶＤＳは、従来のＩＶシステムと協働するように設計され、可撓性かつ接着性である、包帯構成要素を特徴とし、これは、留置カテーテルを患者に接続する。ＩＶシステム、包帯、およびカテーテルは全て、病院において使用される標準的機器である。包帯は、典型的には、いくつかのＩＶ治療の間、患者の静脈の外側に誤って堆積され、周囲組織内に蓄積する、流体の蓄積を感知する、インピーダンス測定を実施する、典型的には、ヒドロゲルベースの材料から作製される、少なくとも４つの埋設された電極を含む。加えて、包帯は、それぞれ、蓄積する流体に関連する、温度および光学吸収変化を検出する、温度センサと、光学センサとを含んでもよい。ＩＶＤＳ内の運動センサ（例えば、加速度計および／またはジャイロスコープ）は、患者の運動を特性評価し、偽陰性および偽陽性読取値を排除し、同時に、患者の姿勢（例えば、立位、座位、仰臥位）および活動レベル（例えば、歩行、睡眠、転倒）を特性評価する。カテーテルは、アナログＰＶＰ波形を増幅、フィルタリング、およびデジタル化する、複雑な回路網を特徴とする、ＰＶＰ調整回路基板を封入する、患者の身体に近接して、またはその上に、典型的には、その腕または手上に装着される、筐体を含む。回路基板はまた、デジタル化された信号を処理および記憶し、情報を無線で伝送する、構成要素（例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）送信機）を含んでもよい。このように、回路基板は、ＩＶＤＳからの情報を表示し、患者の生理学およびＩＶシステムに関連するアラームおよびアラートを発生させ、集合的に、他の患者装着型デバイス、例えば、パッチセンサからの相補的情報を分析し得る、遠隔プロセッサ（例えば、サーバ、ゲートウェイ、タブレット、スマートフォン、コンピュータ、注入ポンプ、またはそれらのある組み合わせ）と統合することができる。

本明細書に説明されるＩＶＤＳは、複数のデバイスを伴い得、遂行するために数分かかり得る、ＩＶを患者に固着させ、ＩＶの性能を特性評価し、バイタルサインおよび血行動態パラメータの従来の測定値を測定する、プロセスを簡略化する。ＩＶＤＳと無線で結合する、遠隔プロセッサは、加えて、病院の電子医療記録（本明細書では「ＥＭＲ」）システム等の既存の病院インフラストラクチャおよび通知システムと統合することができる。そのようなシステムは、介護者に、患者の条件の変化をアラームおよびアラートし、それによって、彼らが介入することを可能にし得る。

ＩＶＤＳは、典型的には、煩わしいケーブルを要求せずに、それを患者の身体に固着させる、電極をその底部表面上に含む、低コスト使い捨てシステムを特徴とする。使い捨てシステムは、典型的には、マイクロプロセッサ、メモリ、感知電子機器、無線送信機、および再充電可能リチウムイオンバッテリを特徴とする、印刷回路基板（本明細書では「ＰＣＢ）等の比較的に高価な電子構成要素を特徴とする、再使用可能システムに接続する。実施形態では、使い捨て構成要素は、磁石を用いて、再使用可能構成要素に接続し、したがって、一方の構成要素が、除去される場合でも、他方の中に適切に容易に嵌め戻ることを可能にする。ＩＶＤＳ全体、すなわち、再使用可能および使い捨て構成要素は両方とも、典型的には、軽量であって、約２０グラムである。リチウムイオンバッテリは、従来のケーブル（例えば、遠隔注入ポンプまたはディスプレイモジュールに接続するもの）を用いて、または無線機構を使用して、再充電されることができる。

上記を前提として、一側面では、本発明は、動脈ＢＰ値（すなわち、ＳＹＳ、ＤＩＡ、およびＭＡＰ）を患者から決定するためのシステムを提供する。本システムは、１）患者の静脈系の中に挿入する、カテーテルと、２）患者の静脈系内の圧力を示す、生理学的信号を測定する、カテーテルに接続される、圧力センサと、３）ｉ）生理学的信号を圧力センサから受信し、ｉｉ）アルゴリズムを用いて、生理学的信号を処理し、動脈ＢＰ値を決定するように構成される、処理システムとを特徴とする。

実施形態では、処理システムはさらに、呼吸成分を生理学的信号からフィルタ除去し、動脈ＢＰ値を決定する、アルゴリズムを動作させるように構成される。例えば、本フィルタリングを実施するために、アルゴリズムは、帯域通過フィルタを動作させ、またはウェーブレット（例えば、連続ウェーブレット変換（本明細書では「ＣＷＴ」）、離散ウェーブレット変換（本明細書では「ＤＷＴ」）、または別のセンサ、例えば、パッチセンサから決定されたパラメータを使用する、適応フィルタ）に基づく、フィルタリングアプローチを使用して、呼吸成分をフィルタ除去してもよい。

他の実施形態では、ＩＶＤＳは、直接、患者に取り付けられ、典型的には、マイクロプロセッサを特徴とする、回路基板である、処理システムを被覆する、エンクロージャを含む。処理システムはさらに、加速度計（典型的には、３－軸加速度計）またはジャイロスコープ等の運動検出センサを含むことができる。実施形態では、処理システムはさらに、信号を運動検出センサから受信し、それらを処理し、患者の運動度を決定するように構成される。処理システムは、次いで、集合的に、本パラメータおよび患者の生理学的信号を処理し、ＢＰを決定する。他の実施形態では、処理システムはさらに、運動検出センサからの信号を処理し、患者と関連付けられる身体部分（例えば、腕、手首、または手）と関連付けられる、相対的高さを決定するように構成される。ここでは、例えば、信号は、３－軸加速度計の１つの軸に沿って検出されたものであってもよい。処理システムは、次いで、集合的に、身体部分と関連付けられる相対的高さおよび生理学的信号を処理し、動脈ＢＰ値を決定することができる。

他の実施形態では、本システムは、確立された従来の技術を用いてＢＰを測定する、外部較正源（例えば、血圧カフまたは動脈カテーテル）とインターフェースを取る。ここでは、処理システムはさらに、較正ＢＰ値を外部源から受信し、次いで、較正ＢＰ値を生理学的信号を用いて処理し、動脈ＢＰ値を決定するように構成される。関連実施形態では、処理システムはさらに、静脈ＢＰと動脈ＢＰとの間の患者特有の関係を決定し、次いで、較正ＢＰ値および生理学的信号とともに処理し、動脈ＢＰ値を決定するように構成される。ここでは、静脈ＢＰと動脈ＢＰとの間の患者特有の関係は、圧力センサが測定する、生理学的信号から、または患者（例えば、患者の性別、年齢、体重、身長、またはＢＭＩ）に対応する、生体測定情報から、導出されることができる。

他の実施形態では、本システムは、加えて、較正ＢＰ値を外部源から無線で受信する、無線送受信機（例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、Ｗｉ－Ｆｉ、またはセルラー送受信機）を含み、これは、ひいては、ペアリングされた無線送受信機を含む。加えて、無線送受信機はまた、動脈ＢＰ値を外部ディスプレイシステム（例えば、注入ポンプ、遠隔ディスプレイ、コンピュータ、携帯電話、または医療記録システム）に無線で伝送することができる。

別の側面では、本発明は、静脈内送達システムによって提供される液体溶液（例えば、生理食塩水または生理食塩水のような液体と混合される投薬療法物）が患者内の静脈の外側に送達されるときを決定するためのシステムを提供する。本システムは、１）静脈の中に挿入する、カテーテルと、２）静脈内の圧力を示す、圧力信号を測定する、カテーテルに接続される、圧力センサと、３）静脈の近位の組織の電気インピーダンスを示す、インピーダンス信号を測定する、インピーダンス測定システムと、４）ｉ）圧力信号を圧力センサから受信し、ｉｉ）インピーダンス信号をインピーダンス測定システムから受信し、ｉｉｉ）集合的に、アルゴリズムを用いて、圧力信号およびインピーダンス信号を処理し、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される、処理システムとを特徴とする。

実施形態では、アルゴリズムは、圧力信号の時間依存変化を評価し、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される。例えば、時間依存変化は、圧力が静脈内で増加または減少する（典型的には、高速様式において）ことを示し得る。またはそれらは、患者の心臓によって誘発される、短期圧力脈波の突然の有無、または静脈内送達システムによって誘発される、長期圧力脈波の有無であってもよい。

関連実施形態では、アルゴリズムはさらに、インピーダンス信号の時間依存変化を評価し、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される。例えば、インピーダンス信号の時間依存変化は、静脈の近位の組織から測定される、電気インピーダンスの増加または減少であってもよい。関連実施形態では、処理システムはさらに、静脈内送達システムによって提供される液体溶液の電気伝導性を評価するように構成される。これは、比較的に高電気伝導性（患者の組織と比較して）を伴う、液体が、測定されたインピーダンスを減少させるであろう一方、比較的に低伝導性を伴う液体が、それを増加させるであろうためである。

他の実施形態では、本システムは、カテーテルを患者に固着させる、可撓性基板（例えば、接着性パッドまたは絆創膏）を含む。可撓性基板は、電極のセット（例えば、ヒドロゲル材料から作製されるもの）を含むことができる。実施形態では、電極のセット内の各電極は、インピーダンス測定システムと電気接触しており、少なくとも１つの電極は、電気電流を静脈の近位の組織の中に注入するように構成される一方、電極のセット内の少なくとも１つの他の電極は、電気電流によって誘発される信号を測定するように構成される。例えば、実施形態では、電極のセット内の少なくとも２つの電極は、電気電流によって誘発される、電圧変化を測定するように構成される。

実施形態では、インピーダンス測定システムは、離散回路構成要素の集合から成る。代替として、これは、単一集積回路のみであってもよい。

他の実施形態では、本システムはさらに、静脈の近位の組織内の温度を示す、時間依存温度信号を測定する、温度センサを含む。典型的には、ＩＶ浸潤は、浸潤性流体が、典型的には、室温（例えば、約７０°Ｆ）にある一方、人体が、より比較的に高い温度（例えば、約９８～９９°Ｆ）を特徴とするため、温度の高速降下によって特徴付けられる。しかしながら、ある場合には、温度の増加が、ＩＶ浸潤を示す。いずれの症例でも、本実施形態では、処理システムはさらに、１）温度信号を温度センサから受信し、ｉｉ）集合的に、温度信号を、圧力信号およびインピーダンス信号とともに、アルゴリズムを用いて処理し、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される。

他の実施形態では、処理システムはさらに、圧力信号またはインピーダンス信号またはそれらのある組み合わせを処理し、患者に対応する、少なくとも１つの生理学的パラメータ（例えば、ＨＲ、ＲＲ、またはＦＬＵＩＤＳ）を決定するように構成される。

実施形態では、処理システムは、加えて、患者のＨＲおよびＲＲに関連する信号成分を処理し、患者の流体ステータスを示す生理学的パラメータ（例えば、楔入圧、中心静脈圧、血液体積、流体体積、および肺動脈圧）を決定する。

実施形態では、処理システムは、生理学的パラメータを決定することに先立って、信号を周波数ドメインに変換し、周波数ドメイン信号を発生させる。変換のための方法は、典型的には、典型的には、ＦＦＴ、ＣＷＴ、またはＤＷＴである。

実施形態では、低域通過フィルタは、典型的には、増幅された信号から、ＨＲおよびＲＲ成分を含有する信号成分を分離する。低域通過フィルタは、典型的には、１０～３０Ｈｚのフィルタカットオフを発生させる、回路構成要素を含む。他の実施形態では、回路システムは、加えて、２回増幅された信号を受信し、応答して、２回フィルタリングされた信号を発生させる、高域通過フィルタを含む。この場合では、高域通過フィルタは、典型的には、０．０１～１Ｈｚのフィルタカットオフを発生させる、回路構成要素を含む。

実施形態では、回路システムは、加えて、２回増幅された信号を受信し、応答して、３回フィルタリングされた信号を発生させる、二次低域通過フィルタを含む。この場合では、二次低域通過フィルタは、典型的には、１０～３０Ｈｚのフィルタカットオフを発生させる、回路構成要素を含む。

他の実施形態では、本システムは、加えて、２回増幅された信号またはそれから導出された信号のデジタル表現を記憶する、フラッシュメモリシステムを含む。

実施形態では、生体インピーダンスシステムは、生体リアクタンス感知システムによって置換されることができる。他の実施形態では、システムによって測定された生理学的パラメータは、ＢＰ、ＳｐＯ_２、ＳＶ、１回拍出係数、ＣＯ、心係数、胸部インピーダンス、ＦＬＵＩＤＳ、細胞間流体、および細胞外流体を含む、群から選択される。他の実施形態では、第２のパラメータのセットは、Ｆ０、Ｆ１、Ｆ０およびＦ１と関連付けられるエネルギー、Ｆ０およびＦ１の数学的組み合わせ、およびこれらから決定されたパラメータを含む、群から選択される。

処理システムは、線形数学的モデルを動作させ、集合的に、上記に説明される信号を処理することができる。代替として、人工知能に基づいて、アルゴリズムを動作させ、集合的に、第１および第２のパラメータのセットを処理することができる。

別の側面では、本発明は、患者からの生理学的パラメータを監視し、静脈挿入カテーテルによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するためのシステムを提供する。本システムは、カテーテルを患者に固着させるための可撓性基板（例えば、絆創膏タイプ構成要素）を特徴とし、少なくとも１つのセンサを含む。センサは、生理学的パラメータを示す、信号を測定し、液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定する。本システムはまた、ｉ）信号をセンサから受信し、ｉｉ）第１のアルゴリズムを用いて、信号を処理し、生理学的パラメータを決定し、ｉｉｉ）第２のアルゴリズムを用いて、信号を処理し、カテーテルによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定する、処理システムを含む。

実施形態では、センサは、少なくとも１つの電極（例えば、ヒドロゲル構成要素を特徴とする、電極）である。より典型的には、センサは、少なくとも４つの電極を含み、本システムは、加えて、４つの電極のそれぞれに電気的に接続する、電気インピーダンス回路を含む。電気インピーダンス回路は、電気電流を第１の電極のセットの中に注入し、生体電気信号を第２の電極のセットから測定することができる。測定の間、回路は、第２の電極のセットからの生体電気信号を処理し、時間依存ＩＭＰ波形を発生させる。処理システムは、次いで、時間依存ＩＭＰ波形を受信し、それが動作させる、第１のアルゴリズムが、時間依存ＩＭＰ波形を処理し、ＨＲ、ＲＲ、または流体の値を決定する。それが動作させる、第２のアルゴリズムが、加えて、時間依存ＩＭＰ波形を処理し、カテーテルによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定する。

別の実施形態では、センサは、温度センサ（例えば、サーミスタ、熱電対、抵抗温度検出器、温度計、光学センサ、および熱流動センサ）である。ここでは、本システムはさらに、温度センサに電気的に接続する、温度測定回路を含む。測定の間、温度測定回路は、温度センサからの信号を処理し、時間依存温度波形を発生させる。処理システムは、次いで、時間依存ＩＭＰ波形を受信し、それが動作させる、第１のアルゴリズムが、それを処理し、皮膚温度または深部温度の値を決定する。それが動作させる、第２のアルゴリズムが、加えて、時間依存温度波形を処理し、カテーテルによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定する。

他の実施形態では、本システムは、運動センサ（例えば、加速度計またはジャイロスコープ）を含み、運動センサは、時間依存運動波形を発生させる（例えば、その３つの軸のうちの１つに沿って）。処理システムは、時間依存運動波形を受信し、それおよびセンサ発生信号を分析し、生理学的パラメータを決定する。加えて、処理システムはさらに、時間依存運動波形を受信し、それおよびセンサ発生信号を分析し、カテーテルによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される。

本明細書の開示に照らして、本発明の範囲をいかようにも限定することなく、別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第１の側面では、動脈血圧値を患者から決定するためのシステムは、カテーテルと、圧力センサと、処理システムとを含む。カテーテルは、患者の静脈系の中に挿入するように構成される。圧力センサは、カテーテルに接続され、患者の静脈系の内圧を示す、生理学的信号を測定するように構成される。処理システムは、ｉ）生理学的信号を圧力センサから受信し、ｉｉ）アルゴリズムを用いて、生理学的信号を処理し、動脈血圧値を決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第２の側面では、処理システムはさらに、呼吸成分を生理学的信号からフィルタ除去し、動脈血圧値を決定する、アルゴリズムを動作させるように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第３の側面では、アルゴリズムはさらに、帯域通過フィルタを動作させ、呼吸成分を生理学的信号からフィルタ除去するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第４の側面では、アルゴリズムはさらに、ウェーブレットに基づいて、フィルタを動作させ、呼吸成分を生理学的信号からフィルタ除去するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第５の側面では、処理システムは、直接、患者に取り付けるように構成される、エンクロージャによって封入される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第６の側面では、処理システムはさらに、運動検出センサを備える。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第７の側面では、運動検出センサは、加速度計およびジャイロスコープのうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第８の側面では、処理システムはさらに、信号を運動検出センサから受信し、それらを処理し、患者の運動度を決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第９の側面では、処理システムはさらに、集合的に、患者の運動度および生理学的信号を処理し、動脈血圧値を決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第１０の側面では、処理システムはさらに、信号を運動検出センサから受信し、それらを処理し、患者と関連付けられる身体部分と関連付けられる、相対的高さを決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第１１の側面では、身体部分は、患者の腕である。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第１２の側面では、処理システムはさらに、集合的に、患者と関連付けられる身体部分と関連付けられる相対的高さおよび生理学的信号を処理し、動脈血圧値を決定するように構成される。
別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第１３の側面では、処理システムはさらに、較正血圧値を外部源から受信するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第１４の側面では、処理システムはさらに、較正血圧値を生理学的信号を用いて処理し、動脈血圧値を決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第１５の側面では、外部源は、血圧カフおよび動脈カテーテルのうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第１６の側面では、処理システムはさらに、静脈血圧と動脈血圧との間の患者特有の関係を、較正血圧値および生理学的信号とともに処理し、動脈血圧値を決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第１７の側面では、処理システムはさらに、生理学的信号を処理し、静脈血圧と動脈血圧との間の患者特有の関係を決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第１８の側面では、処理システムはさらに、患者に対応する、生体測定情報を処理し、静脈血圧と動脈血圧との間の患者特有の関係を決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第１９の側面では、生体測定情報は、患者の性別、年齢、体重、身長、およびＢＭＩのうちの少なくとも１つを含む。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第２０の側面では、本システムはさらに、較正血圧値を外部源から無線で受信するように構成される、無線送受信機を含む。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第２１の側面では、無線送受信機は、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、Ｗｉ－Ｆｉ、またはセルラー送受信機のうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第２２の側面では、本システムはさらに、動脈血圧値を外部ディスプレイシステムに無線で伝送するように構成される、無線送受信機を含む。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第２３の側面では、外部ディスプレイシステムは、注入ポンプ、遠隔ディスプレイ、コンピュータ、携帯電話、または医療記録システムのうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第２４の側面では、動脈血圧値を患者から決定するためのシステムは、カテーテルと、圧力センサと、運動センサと、処理システムとを含む。カテーテルは、患者の静脈系の中に挿入するように構成される。圧力センサは、カテーテルに接続され、患者の静脈系内の圧力を示す、生理学的信号を測定するように構成される。運動センサは、運動信号を測定するように構成される。処理システムは、ｉ）生理学的信号を圧力センサから受信し、ｉｉ）運動信号を運動センサから受信し、ｉｉｉ）運動信号を、それらと所定の閾値を比較することによって処理し、患者が比較的に低運動度を有するときを決定し、ｉｖ）生理学的信号を処理し、動脈血圧値を決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第２５の側面では、動脈血圧値を患者から決定するためのシステムは、カテーテルと、圧力センサと、運動センサと、処理システムとを含む。カテーテルは、患者の静脈系の中に挿入するように構成される。圧力センサは、カテーテルに接続され、患者の静脈系の内圧を示す、生理学的信号を測定するように構成される。運動センサは、運動信号を測定するように構成される。処理システムは、ｉ）生理学的信号を圧力センサから受信し、ｉｉ）運動信号を運動センサから受信し、ｉｉｉ）運動信号を処理し、患者と関連付けられる身体部分と注入システムとの間の相対的高さを決定し、ｉｖ）生理学的信号および相対的高さを処理し、動脈血圧値を決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第２６の側面では、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が患者内の静脈外に送達されているときを決定するためのシステムは、カテーテルと、圧力センサと、インピーダンス測定システムと、処理システムとを含む。カテーテルは、静脈の中に挿入するように構成される。圧力センサは、カテーテルに接続され、静脈内の圧力を示す、圧力信号を測定するように構成される。インピーダンス測定システムは、静脈の近位の組織の電気インピーダンスを示す、インピーダンス信号を測定するように構成される。処理システムは、ｉ）圧力信号を圧力センサから受信し、ｉｉ）インピーダンス信号をインピーダンス測定システムから受信し、ｉｉｉ）集合的に、アルゴリズムを用いて、圧力信号およびインピーダンス信号を処理し、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第２７の側面では、アルゴリズムは、圧力信号の時間依存変化を評価し、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第２８の側面では、圧力信号の時間依存変化は、静脈内の圧力の増加および減少のうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第２９の側面では、圧力信号の時間依存変化は、患者の心臓によって誘発される圧力脈波の有無のうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第３０の側面では、圧力信号の時間依存変化は、静脈内送達システムによって誘発される、圧力脈波の有無のうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第３１の側面では、アルゴリズムはさらに、インピーダンス信号の時間依存変化を評価し、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第３２の側面では、インピーダンス信号の時間依存変化は、静脈の近位の組織からの電気インピーダンスの増加および減少のうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第３３の側面では、処理システムはさらに、静脈内送達システムによって提供される、液体溶液の電気伝導性を評価するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第３４の側面では、本システムはさらに、カテーテルを患者に固着させるように構成される、可撓性基板を含む。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第３５の側面では、可撓性基板は、電極のセットを備える。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第３６の側面では、電極のセット内の各電極は、ヒドロゲル材料を含む。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第３７の側面では、電極のセット内の各電極は、インピーダンス測定システムと電気接触している。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第３８の側面では、電極のセット内の少なくとも１つの電極は、電気電流を静脈の近位の組織の中に注入するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第３９の側面では、電極のセット内の少なくとも１つの電極は、電気電流によって誘発される、信号を測定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第４０の側面では、電極のセット内の少なくとも２つの電極は、電気電流によって誘発される、電圧変化を測定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第４１の側面では、インピーダンス測定システムは、離散回路構成要素の集合から成る。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第４２の側面では、インピーダンス測定システムは、単一集積回路から成る。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第４３の側面では、本システムはさらに、静脈の近位の組織内の温度を示す、時間依存温度信号を測定するように構成される、温度センサを含む。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第４４の側面では、時間依存温度信号は、静脈の近位の温度の増加および減少のうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第４５の側面では、処理システムはさらに、１）温度信号を温度センサから受信し、ｉｉ）集合的に、アルゴリズムを用いて、温度信号を、圧力信号およびインピーダンス信号とともに処理し、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第４６の側面では、処理システムはさらに、圧力信号を処理し、患者に対応する、少なくとも１つの生理学的パラメータを決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第４７の側面では、生理学的パラメータは、心拍数および呼吸数のうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第４８の側面では、処理システムはさらに、インピーダンス信号を処理し、患者に対応する、少なくとも１つの生理学的パラメータを決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第４９の側面では、生理学的パラメータは、心拍数および呼吸数のうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第５０の側面では、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が患者内の静脈外に送達されているときを決定するためのシステムは、カテーテルと、圧力センサと、インピーダンス測定システムと、温度測定システムと、処理システムとを含む。カテーテルは、静脈の中に挿入するように構成される。圧力センサは、カテーテルに接続され、静脈内の圧力を示す、圧力信号を測定するように構成される。インピーダンス測定システムは、静脈の近位の組織の電気インピーダンスを示す、インピーダンス信号を測定するように構成される。温度測定システムは、静脈の近位の組織の温度を示す、温度信号を測定するように構成される。処理システムは、ｉ）圧力信号を圧力センサから受信し、ｉｉ）インピーダンス信号をインピーダンス測定システムから受信し、ｉｉｉ）温度信号を温度センサから受信し、ｉｉｉ）集合的に、アルゴリズムを用いて、圧力信号、インピーダンス信号、および温度信号を処理し、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第５１の側面では、患者からの生理学的パラメータおよび静脈内送達システムによって提供される液体溶液が患者内の静脈の外側に送達されているときを決定するためのシステムは、カテーテルと、圧力センサと、インピーダンス測定システムと、処理システムとを含む。カテーテルは、静脈の中に挿入するように構成される。圧力センサは、カテーテルに接続され、静脈内の圧力を示す、圧力信号を測定するように構成される。インピーダンス測定システムは、静脈の近位の組織の電気インピーダンスを示す、インピーダンス信号を測定するように構成される。処理システムは、ｉ）圧力信号を圧力センサから受信し、ｉｉ）インピーダンス信号をインピーダンス測定システムから受信し、ｉｉｉ）集合的に、アルゴリズムを用いて、圧力信号およびインピーダンス信号を処理し、静脈内送達システムによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定し、ｉｖ）圧力信号およびインピーダンス信号のうちの少なくとも１つを処理し、生理学的パラメータを患者から決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第５２の側面では、患者からの生理学的パラメータを監視し、患者内の静脈の中に挿入するように構成される、カテーテルによって提供される液体溶液が、静脈の外側に送達されているときを決定するためのシステムは、可撓性基板と、センサと、処理システムとを含む。可撓性基板は、少なくとも１つのセンサを含み、カテーテルを患者に固着させるように構成される。センサは、生理学的パラメータを示し、液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定する、信号を測定するように構成される。処理システムは、ｉ）信号をセンサから受信し、ｉｉ）第１のアルゴリズムを用いて、信号を処理し、生理学的パラメータを決定し、ｉｉｉ）第２のアルゴリズムを用いて、信号を処理し、カテーテルによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第５３の側面では、センサは、少なくとも１つの電極である。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第５４の側面では、電極は、ヒドロゲル成分を含む。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第５５の側面では、センサは、少なくとも４つの電極を備える。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第５６の側面では、本システムはさらに、４つの電極のそれぞれに電気的に接続するように構成される、電気インピーダンス回路を含む。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第５７の側面では、電気インピーダンス回路は、電気電流を第１の電極のセットの中に注入し、生体電気信号を第２の電極のセットから測定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第５８の側面では、電気インピーダンス回路は、第２の電極のセットからの生体電気信号を処理し、時間依存インピーダンス波形を発生させるように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第５９の側面では、処理システムは、時間依存インピーダンス波形を受信し、処理システムによって動作される第１のアルゴリズムは、時間依存インピーダンス波形を処理し、心拍数の値を決定する。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第６０の側面では、処理システムは、時間依存インピーダンス波形を受信し、処理システムによって動作される第１のアルゴリズムは、時間依存インピーダンス波形を処理し、呼吸数の値を決定する。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第６１の側面では、処理システムは、時間依存インピーダンス波形を受信し、処理システムによって動作される第１のアルゴリズムは、時間依存インピーダンス波形を処理し、流体の値を決定する。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第６２の側面では、処理システムは、時間依存インピーダンス波形を受信し、処理システムによって動作される第２のアルゴリズムは、時間依存インピーダンス波形を処理し、カテーテルによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定する。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第６３の側面では、センサは、温度センサである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第６４の側面では、温度センサは、サーミスタ、熱電対、抵抗温度検出器、温度計、光学センサ、および熱流動センサのうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第６５の側面では、本システムはさらに、温度センサに電気的に接続するように構成される、温度測定回路を含む。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第６６の側面では、温度測定回路は、温度センサからの信号を処理し、時間依存温度波形を発生させるように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第６７の側面では、処理システムは、時間依存温度波形を受信し、処理システムによって動作される第１のアルゴリズムは、時間依存温度波形を処理し、皮膚温度の値を決定する。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第６８の側面では、処理システムは、時間依存温度波形を受信し、処理システムによって動作される第１のアルゴリズムは、時間依存温度波形を処理し、深部温度の値を決定する。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第６９の側面では、処理システムは、時間依存温度波形を受信し、処理システムによって動作される第２のアルゴリズムは、時間依存温度波形を処理し、カテーテルによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定する。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第７０の側面では、本システムはさらに、運動センサを含む。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第７１の側面では、運動センサは、加速度計またはジャイロスコープのうちの１つである。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第７２の側面では、運動センサは、時間依存運動波形を発生させるように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第７３の側面では、処理システムはさらに、時間依存運動波形を受信し、それおよびセンサからの信号を分析し、生理学的パラメータを決定するように構成される。

別様に規定されない限り、本明細書に列挙された任意の他の側面と組み合わせられ得る、本開示の第７４の側面では、処理システムはさらに、時間依存運動波形を受信し、それおよびセンサからの信号を分析し、カテーテルによって提供される液体溶液が静脈の外側に送達されているときを決定するように構成される。

開示されるデバイス、システム、および方法の付加的特徴および利点が、以下の詳細な説明および図に説明され、そこから明白となるであろう。本明細書に説明される特徴および利点は、包括的ではなく、特に、多くの付加的特徴および利点が、図および説明に照らして、当業者に明白となるであろう。また、任意の特定の実施形態は、本明細書に列挙された利点の全てを有する必要はない。さらに、明細書において使用される言語は、可読性および教示目的のために選択されており、本発明の主題の範囲を限定するものではないことに留意されたい。

図１は、本発明による、ＩＶＤＳの図面である。

図２Ａは、図１のＩＶＤＳを使用して、ＩＶ浸潤前および後に測定された時間依存運動、温度、ＩＭＰ、およびＰＶＰ波形を示す、グラフである。

図２Ｂ、２Ｃ、および２Ｄは、それぞれ、ＩＶＤＳセンサ内のＰＶＰ、ＩＭＰ、および温度センサが、対応する信号を患者から測定する方法を示す、概略図である。 図２Ｂ、２Ｃ、および２Ｄは、それぞれ、ＩＶＤＳセンサ内のＰＶＰ、ＩＭＰ、および温度センサが、対応する信号を患者から測定する方法を示す、概略図である。 図２Ｂ、２Ｃ、および２Ｄは、それぞれ、ＩＶＤＳセンサ内のＰＶＰ、ＩＭＰ、および温度センサが、対応する信号を患者から測定する方法を示す、概略図である。

図３Ａは、図２Ａの時間依存ＰＶＰ波形のグラフである。図３Ｂおよび３Ｃは、それぞれ、ＩＶ浸潤前および後に測定された、図３Ａの時間依存ＰＶＰ波形のグラフである。

図４Ａは、カフベースのシステムと、脈波伝播時間に基づく先行技術のカフレス技法との両方によって測定された、ＳＹＳ ＢＰのグラフである。

図４Ｂは、ブタ対象の動脈の中に挿入される、カテーテルと、図１のＩＶＤＳにおいて使用されるＰＶＰ波形を処理するための技法との両方によって測定された、ＳＹＳ ＢＰのグラフである。

図５は、図１のＩＶＤＳと、病院ベッド内の患者に取り付けられる、注入ポンプとの概略図である

図６は、図１のＩＶＤＳが、患者に取り付けられ、ＰＶＰ波形を測定する、方法を示す、概略図である。

図７Ａは、図１のＩＶＤＳにおいて使用され、図６Ｂに示されるセンサによって発生されたＰＶＰ信号を増幅および調整する、ＰＶＰ調整回路基板の画像である。

図７Ｂは、図７Ａに示される画像によって示される、ＰＶＰ調整回路基板の写真である。

図８は、ＰＶＰ－ＡＣおよびＰＶＰ－ＤＣ波形をフィルタリング、増幅、およびデジタル化するための回路を特徴とする、図７Ａおよび７ＢのＰＶＰ調整回路基板を説明する、電気回路図である。

図９Ａは、図８の電気回路図によって説明される、第１の増幅器段後に測定された第１のＰＶＰ－ＡＣ波形の時間依存プロットである。図９Ｂは、図８の電気回路図によって説明される、第２の増幅器／フィルタ段後に測定された第２のＰＶＰ－ＡＣ波形の時間依存プロットである。

図１０Ａは、従来のビートピッキングアルゴリズムによって発生された、「ビートピック」を特徴とする、時間依存ＰＶＰ波形のグラフである。

図１０Ｂは、図１のＩＶＤＳにおいて使用されるビートピッキングアルゴリズムによって発生された、ビートピックを特徴とする、時間依存ＰＶＰ波形のグラフである。

図１１Ａは、図１０Ｂによって示されるビートピッキングアルゴリズムによって発生された、ビートピックを特徴とする、時間依存動脈ＢＰ波形のグラフである。図１１Ｂは、図１１Ａの比較的に短時間区画から測定される、時間依存動脈ＢＰ波形のグラフであって、心臓および呼吸成分の両方を示す。

図１１Ｃは、図１０Ｂによって示される、ビートピッキングアルゴリズムによって発生された、ビートピックを特徴とする、時間依存ＰＶＰ波形のグラフである。図１１Ｄは、図１１Ｃの比較的に短時間区画から測定される、時間依存ＰＶＰ波形のグラフであって、心臓および呼吸成分の両方を示す。

図１２Ａ－Ｅは、５匹の異なるブタ対象から測定される、時間依存動脈ＢＰおよびＰＶＰ波形のグラフである。

図１３Ａは、圧力と体積との間の関係がヒト静脈および動脈に関して変化することを示す、グラフである。

図１３Ｂは、血管コンプライアンスを低減させる、血管平滑筋収縮の周期の間（例えば、呼吸の間）、圧力と体積との間の関係がヒト静脈および動脈に関して変化する様子を示す、グラフである。

図１４Ａおよび１４Ｂは、それぞれ、呼吸アーチファクトを除去するためのフィルタ未処理およびフィルタリング済みの両方における、時間依存動脈ＢＰおよびＰＶＰ波形から発生された、ビートピックのグラフである。

図１５は、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）を通して、そのＢＰ測定値を較正する、ＢＰカフと、それが発生させる情報を表示する、注入ポンプとの両方に接続される、図１のＩＶＤＳの概略図である。

図１６は、対象の腕が異なる位置に配置されている間に測定された、時間依存運動およびＰＶＰ波形のグラフである。

図１７は、図１のＩＶＤＳによって、ＳＹＳおよびＤＩＡ値をＰＶＰ波形から決定するために使用される、アルゴリズムを示す、フローチャートである。

図１８Ａ－Ｅは、図１７に示されるアルゴリズムを用いて処理された、動脈ＢＰ波形およびＰＶＰ波形の両方から測定される、時間依存ＳＹＳ ＢＰ値のグラフである。

図１９は、図１７に示されるアルゴリズムを用いて処理された、動脈ＢＰ波形およびＰＶＰ波形の両方から測定される、ＳＹＳ値間の一致を示す、図１８Ａ－Ｅにおけるグラフ内でプロットされる情報から導出される、グラフである。

図２０は、異なる姿勢およびタイプの運動を行っている患者から測定された、時間依存運動、温度、ＩＭＰ、およびＰＶＰ波形を示す、グラフである。

図２１Ａおよび２１Ｂは、それぞれ、図１のＩＶＤＳを用いて測定され、バイタルサインを患者から計算するために使用される、時間依存ＰＰＧおよびＩＭＰ波形を示す、グラフである。

詳細な説明
１．概要
以下の文章は、多数の異なる実施形態の詳細な説明を記載するが、本明細書に説明される本発明の法的範囲が、本特許の終わりに記載される請求項の言語によって定義されることを理解されたい。詳細な説明は、例示的としてのみ解釈されるものであり、これは、これが不可能ではないにしても、非実践的であろうため、全ての可能性として考えられる実施形態を説明するわけではない。当業者は、多数の代替実施形態を実装し得、これは、依然として、請求項の範囲内に該当するであろう。

２．ＩＶＤＳ
図１を参照すると、本発明による、ＩＶＤＳ８０は、３つの主要機能、すなわち、１）ＩＶカテーテル２１を患者の身体構成要素（例えば、腕２３）に固着させ、流体（例えば、生理食塩水、生理食塩水中に溶解された投薬療法物）をその静脈系の中に送達することと、２）同時に、そのような送達の有効性を低減させ得る、ＩＶカテーテルと関連付けられる問題（すなわち、浸潤、溢出、および閉塞）を検出することと、３）同時に、いったん処理されると、患者からの生理学的パラメータ（例えば、ＨＲ、ＲＲ、ＴＥＭＰ、ＳｐＯ_２）、最も着目すべきこととして、ＳＹＳおよびＤＩＡをもたらす、生体測定信号を測定することとを提供する。病院内のコンピュータシステムは、これらの生理学的パラメータを分析し、続いて、患者への流体の送達に影響を及ぼし、したがって、潜在的に、患者処置を改良する、「閉ループ」システムを可能にする。

ＩＶＤＳは、ＩＶカテーテル２１を定位置に固着させる、生体適合性接着剤を片側に伴う、大型の絆創膏において使用されるものに類似する、可撓性の通気性ポリマー基部８９を特徴とする。図１では、ＩＶカテーテル２１は、暴露されるが、医療手技の間、患者の腕２３内の静脈の中に挿入される。ポリマー基部８９は、従来のヒドロゲル材料から成る、電極のセット８３（典型的には、４つ）を含み、これらは、ケーブル８８内に埋設された第１の電気トレースのセット８４を通して接続し、最終的には、腕装着型筐体２０内に封入された電子機器モジュール９４内のインピーダンス回路につながる。電極８３は、典型的には、線形構成に配列され、静脈の径間に沿って配置される。代替として、それらは、それらをポリマー基部８９の４つの角に位置付ける、「正方形」構成に配列されることができる。電子機器モジュール９４は、印刷回路基板を特徴とし、これは、ひいては、上記に説明される測定を可能にする、種々の電子構成要素（例えば、信号増幅および電力管理のための回路、患者運動を特性評価するための加速度計、センサ発生情報を処理するためのマイクロプロセッサおよび関連付けられるメモリ、情報を外部ディスプレイに伝送するための無線送信機、およびシステムに給電するための再充電可能バッテリ）を支持する。電子機器モジュール９４の近位に位置するものは、図６－９を参照して下記にさらに詳細に説明される、典型的には、第１のコネクタ９１内に位置する、一連のアナログ増幅器と、圧力センサ９７からの信号を処理する、フィルタとを含む、ＰＶＰ調整回路基板９５である。ＰＶＰ調整回路基板９５は、後続処理のためのＰＶＰ－ＡＣおよびＰＶＰ－ＤＣ信号を発生させる。

使用の間、電極のセット８３は、患者の皮膚に取り付けられ、いったん電子機器モジュール９４を用いて処理されると、ポリマー基部８９の真下に配置される、組織の電気インピーダンスを示す、生体電気信号を測定する。ポリマー基部８９は、加えて、第２の電気トレースのセット８６を通して、電極８３および温度センサ８５からの電気信号を第１のコネクタ９１にポート接続する、ケーブル８８に接続する、温度センサ８５を含む。第１のコネクタ９１は、電気信号を腕装着型筐体２０内の電子機器モジュール９４にポート接続する、第２のコネクタ９２と噛合する。典型的には、第２のコネクタ９２、電子機器モジュール９４、および腕装着型筐体は、ＩＶＤＳの「再使用可能」構成要素と見なされる一方、図１に示される他の構成要素は、「使い捨て」構成要素と見なされる。

使用の間、カテーテル２１は、患者の静脈の中に挿入し、ＩＶ管類１８ａの区画を通して、注入ポンプ（図には図示されないが、図１５に示される）に接続する。管類１８ｂの一部は、管類１８ｂの区画内の「流体柱」の圧力を測定する、小圧力センサ９７を特徴する、コネクタ９１を通して通過する。患者の静脈系内の小圧力変動は、ひいては、流体柱内の圧力を変調させる。圧力センサ９７は、これらの圧力変動を測定し、それに応答して、電気信号を発生させ、これは、第１のコネクタ９１、第２のコネクタ９２を通して、電子機器モジュール９４の中に通過し、そこで、それらは、下記にさらに詳細に説明されるように、ＰＶＰ調整回路基板９５を用いて、調整（例えば、フィルタリング、増幅）され、次いで、処理され、同時に、ＩＶシステムの性能および患者の生理学に関連するパラメータを測定する。

図２Ａ－Ｄは、図１に示されるＩＶＤＳがカテーテル２１からの浸潤を特性評価し得る方法を示す。より具体的には、図２Ａは、ＩＶＤＳによって測定された、時間依存運動、温度、ＩＭＰ、およびＰＶＰ波形のグラフを示す。これらの測定のために、６０ｍｌ／時のレートで流体を送達する、注入ポンプが、浸潤を促進するように、特殊腕装着型リグを身に着けた、患者に接続された。温度、ＩＭＰ、ＰＶＰ、および患者運動を測定する、センサが、直接、腕装着型リグに取り付けられ、図１に関して説明されるものに類似するケーブルを通して、腕装着型筐体２０内の電子機器モジュールに接続された。

グラフに示されるように、浸潤が、約６０秒の時点で開始された。運動波形における変動は、本時点において、患者が移動し、それによって、カテーテル２１を、腕装着型リグ内の静脈１２４の中から、典型的には、伝導性のゼラチン状材料である、寒天から成る、周囲組織１２２の中に押動させたことを示す。腕装着型リグは、加えて、骨１２６と、皮膚１２０とを表す、合成成分を含む。加えて、制御回路およびモータ式ポンプ（図には図示せず）が、静脈に取り付けられ、伝導性の血液状液体を、約６０拍／分である、「心拍数」で圧送する。

図２Ｃを参照すると、電極８３ａ－ｄが、腕装着型リグの皮膚１２０に接続し、電子機器モジュール内のインピーダンス回路を用いて処理され、それらの真下の組織の電気インピーダンスを決定する、信号を感知する。より具体的には、インピーダンス測定のために、外側電極８３ａ、８３ｂが、高周波数（典型的には、２０～１００ｋＨｚ）かつ低アンペア数（典型的には、１０～１，０００□Ａ）の電流を、皮膚１２０を通して、周囲組織１２２の中に注入する。注入された電流は、周囲組織の中に伝搬し、これは、ヒト組織に合致される、電気伝導性を有する。周囲組織の抵抗は、電流流動に影響を及ぼし、これは、一対の内側電極８３ｃ、８３ｄによって測定される、電圧降下によって露見される。本電圧降下は、インピーダンスシステムによってデジタル化され、ＩＭＰ波形をもたらす。

図２Ａにおけるグラフに示されるように、浸潤に先立って、ＩＭＰ波形は、比較的に安定する。浸潤直後、値が定常的に減少する。本傾向は、少なくとも６００秒にわたって継続し、その時点で、試験は、終了される。これは、浸潤に先立って、注入ポンプが流体（この場合は、伝導性である）を直接静脈の中に送達し、そこで、制御回路およびモータ式ポンプによって駆動される血液状液体の流動が、それを急速に取り除き、それによって、周囲組織１２２のインピーダンスに及ぼされるその影響を最小限にするためである。しかしながら、カテーテルが静脈１２４を通して押動された後、注入ポンプからの流体は、直接、周囲組織１２２の中に流動する。また、流体が伝導性であるため、組織のインピーダンス（すなわち、抵抗）を降下させ、それによって、ＩＭＰ波形を徐々に減少させる。

図２Ａにおけるグラフに示されるように、温度波形に関しても、類似状況が存在する。ここでは、注入ポンプから送達される流体の温度は、腕装着型リグ内の成分より低温の約２０°Ｆに保たれ、これは、流体および投薬療法物が、典型的には、ＩＶシステムを用いて送達されるとき、室温（約７２°Ｆ）に保たれる一方、人体が、２０°Ｆ上回る温かさである、典型的病院環境内で生じる状況を模倣することを意図する。静脈１２４から周囲組織１２２の中に浸潤する、注入ポンプからの比較的に低い温度の流体は、周囲組織の温度を降下させる。これは、図２Ｄに示されるように、温度センサ８５によって測定される。図２Ａに示されるように、これは、浸潤後、ＩＭＰ波形に類似する様式において、ゆっくりと減少する、温度波形をもたらす。

ＰＶＰ波形は、図１に示されるように、構成される、圧力センサを用いて測定され、浸潤に続いて変化する、いくつかの信号成分を特徴とする。図２Ａ、２Ｂ、および３Ａ－３Ｃによって示されるように、ＰＶＰ波形は、温度およびＩＭＰ波形のように、浸潤に先立って、比較的に安定する。図３Ａにおける円形１４２内の時間周期から得られた、ＰＶＰ波形の拡大図である、図３Ｂ示されるように、浸潤に先立って、ＰＶＰ波形は、小周期的脈波のセット１４４を特徴とし、これは、制御回路およびモータ式ポンプによって静脈を通して駆動される、血液状液体の流動を表す。図３Ｂでは、周期的脈波１４４は、制御回路によって設定されるように、約６０拍／分の周波数で生じることに留意されたい。加えて、浸潤に先立って、ＰＶＰ波形は、高周波数雑音の周期１４６を特徴とし、これは、周期的に、６０ｍＬ／時のレートで、液体を静脈に送達する、注入ポンプによって引き起こされる。

いくつかのものが、浸潤後、ＰＶＰ波形に起こる。図３Ａおよび３Ｃを具体的に参照すると、その後者は、浸潤直後の、図３Ａにおける円形１４０内の時間周期から得られた、ＰＶＰ波形の拡大図であって、注入ポンプからの流体は、もはや静脈に送達されず、周囲組織の中に流動している。これは、浸潤に先立った約２０ｍｍＨｇから浸潤後の約３００ｍｍＨｇの高速圧力増加として露見する。加えて、カテーテルは、もはや静脈内に配置されていないため、図３Ｂにおいて明白な心拍動誘発脈波は、もはや存在しない。さらに、周囲組織が、流体を取り除く際に、明らかに効率的ではないため、注入ポンプによって送達される各ボーラスは、周囲組織の中に拡散する流体を表す様式において、減弱する前に、約２５０ｍｍＨｇのベースラインから約３００ｍｍＨｇのピークまで上昇する、圧力脈波１５０を引き起こす。各圧力脈波１５０は、注入ポンプによって完全に引き起こされ、したがって、図３Ｂにおける成分１４６に類似する、高周波数雑音１４８を特徴とする。

要するに、ＰＶＰ波形内には、アルゴリズムが、処理し、ＩＶ浸潤を特性評価し得る、いくつかの信号成分、すなわち、圧力の高速上昇、心拍動誘発脈波およびその後続消失、大圧力脈波が存在する。そのようなアルゴリズムは、集合的に、ＰＶＰ波形を、ＩＭＰ、温度、および運動波形とともに処理し、本事象をより良好に検出することができる。加えて、光学、音響、生体リアクタンス、および他の波形を測定するもの等の他のセンサも、本事象をより良好に検出するために、ＩＶＤＳに追加されることができる。

付加的アルゴリズムはまた、静脈圧を表す、ＰＶＰ波形を処理し、図１０－１３および１６－１８および下記のこれらの図の関連付けられる説明によって示されるように、動脈血圧を決定することができる。図４Ｂは、特に、ＰＴＴおよびＰＡＴ等の技術に基づく先行技術の「カフレス」アプローチと比較するとき、血圧のそのような測定の正確度を示す。例えば、図４Ａに示されるグラフは、ＰＴＴベースのアプローチを使用して測定される際のＳＹＳに関する典型的結果を示す。図は、参照測定間の合理的相関値を示す（この場合、ペアにされた臨床医が聴診を使用して血圧を測定することで行われる）。しかしながら、ＰＴＴベースのアプローチは、参照測定値が検出する、血圧における高速揺動に比較的に鈍感である。対照的に、図４Ｂは、留置動脈ラインを使用して対象から測定される、持続的動脈血圧（具体的には、ＳＹＳ）を、本明細書に説明されるアルゴリズムを使用して同一対象から同時に測定された対応するＰＶＰ波形から計算される、血圧とともに示す。ここでは、ＳＹＳのＰＶＰ決定値は、血圧における高速の短期上昇および降下に関してさえ、参照測定値のものに非常に相関する。類似測定値は、特に、図１１、１２、１４、および１８を参照して、下記にさらに詳細に説明される。これは、本明細書に説明されるＩＶＤＳが、カテーテルを定位置に固着させることに加え、加えて、ＢＰ値を測定し、同時に、ＩＶ浸潤を検出することができることを示す。

図５は、本明細書に説明されるＩＶＤＳ８０システムが、病院設定の中に組み込まれ、患者１１を測定し得る方法を示す。ここでは、ＩＶＤＳ８０は、ＩＶ関連パラメータおよび病院ベッド２４に横たわっている患者１１からのバイタルサインを特性評価するためのＩＶシステム１９を特徴とする、システム１０内で展開される。ＩＶＤＳ８０内の腕装着型筐体２０は、ＰＶＰ信号を増幅、フィルタリング、およびデジタル化するように構成される、電子機器モジュールおよびＰＶＰ調整回路基板を封入する。腕装着型筐体２０は、患者の手または腕内の静脈の中に挿入される、静脈カテーテル２１で終端する。遠隔プロセッサ３６（例えば、同等の機能性を伴う、タブレットコンピュータまたはデバイス）が、無線インターフェース（例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標））を通して、腕装着型筐体２０に接続する。実施形態では、遠隔プロセッサ３６はまた、有線（例えば、ケーブル）手段を通して、腕装着型筐体に接続することもできる。これは、例えば、電子機器モジュール内のリチウムイオンバッテリを充電するために使用されてもよい。測定の間、遠隔プロセッサ３６は、情報をＩＶシステム１９およびＩＶＤＳ８０から受信し、集合的に、本明細書に詳細に説明されるように分析し、患者を監視する。

ＩＶシステム１９は、患者のための医薬品化合物および／または流体（本明細書では「投薬療法物」１７）を含有する、バッグ１６を特徴とする。バッグ１６は、第１の管１４を通して、注入ポンプ１２に接続する。標準的ＩＶポール２８が、バッグ１６と、注入ポンプ１２と、遠隔プロセッサ３６とを支持する。注入ポンプ１２の正面パネル上のディスプレイ１３は、患者に送達される投薬療法物のタイプ、その流率、測定値時間等を示す。投薬療法物１７は、バッグ１６から、第１の管１４を通して、注入ポンプ１２の中に通過する。そこから、適切に計測され、第２の管１８を通して、圧力センサを特徴とする、コネクタ９１を通して、最後に、静脈カテーテル２１を通して、患者の静脈系２３の中に通過する。腕装着型筐体２０は、コネクタ９１に接続し、典型的には、例えば、医療テープまたは使い捨て電極等の接着剤を使用して、患者の腕または手に添着される。

静脈カテーテル２１は、標準的静脈アクセスデバイスであってもよく、したがって、針、カテーテル、カニューレ、または他の手段を含み、カテーテル２１と患者の末梢静脈系２３との間の流体接続を確立してもよい。静脈アクセスデバイスは、静脈カテーテル２１に接続される、別個の構成要素であってもよい、またはその一体型部分として形成されてもよい。このように、ＩＶシステム１９は、投薬療法物１７を患者の静脈系２３に供給する一方、圧力測定システムを特徴とし、下記により詳細に説明される、ＩＶＤＳ８０は、同時に、患者のＰＶＰおよびバイタルサインに関連する信号を測定する。

重要なこととして、下記にさらに詳細に説明されるように、ＩＶＤＳ８０は、患者の身体に近接して（または直接その上に）展開されている間、患者の循環系（特に、静脈系）と一定「流体接続」状態にあるように設計される。これは、患者の静脈系内のアナログ圧力信号を測定し、ＰＶＰ波形を発生させ、次いで、これらを増幅およびフィルタリングし、その信号対雑音比を最適化するための電子システムを特徴とする。腕装着型筐体内のアナログ／デジタルコンバータは、それらをケーブルを通して伝送することに立って、アナログＰＶＰ波形をデジタル化し、それによって、通常、伝送されるアナログ信号に影響を及ぼし、最終的には、不正確性を下流で測定された値（例えば、ＢＰ、ＨＲ、ＲＲ、Ｆ０、およびＦ１の値）の中に導入するであろう、任意の雑音（例えば、ケーブルの運動によって引き起こされる）を最小限にする。着目すべきこととして、本設計は、ＰＶＰ波形が、最初に、検出され、次いで、処理およびデジタル化される場所間に比較的に短伝導経路を提供し、最終的には、これは、楔入圧の高度に正確な値（および実施形態では、肺動脈圧、特に、本圧力上の拡張期成分、血液体積、および他の流体関連パラメータ）をもたらす可能性がより高い、信号をもたらす。

図６は、腕装着型筐体２０、その動作方法、およびその内部構成要素（電子機器モジュールおよびＰＶＰ調整回路基板）がその中で機能する方法をさらに詳細に示す。筐体２０は、１）ＩＶシステムからの流体（および／または投薬療法物）が患者の静脈系の中に流動する（矢印２５によって示されるように）ことを可能にし（ボックス２７）、２）患者の静脈系からの圧力信号を圧力センサを用いて測定し（ボックス２９）、３）圧力信号をアナログ増幅器およびフィルタとして機能する回路を用いてフィルタリング／増幅させ（ボックス３１）、４）フィルタリング／増幅された信号をアナログ／デジタルコンバータを用いてデジタル化（ボックス３３）し、５）遠隔プロセッサによるさらなる処理のために、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）送受信機を使用して、デジタル化された信号を伝送する（矢印３５）間、患者に近接して、またはその上に、快適に静置するように設計される。

３．ＰＶＰ調整回路基板
図７Ａおよび７Ｂは、それぞれ、腕装着型筐体内のＰＶＰ調整回路基板６２の画像および写真を示す。回路基板６２は、図８（具体的には、構成要素１００）に示され、下記にさらに詳細に説明される、電気回路図に従って加工された。図に示される回路基板６２は、他の構成要素の中でもとりわけ、アナログ／デジタルコンバータ６８、加速度計７５、演算増幅器７１ａ－ｆ、および電力調整器７２ａ－ｂにはんだ付けされる、金属パッドを含む、４－層ファイバガラス／金属構造である。より具体的には、演算増幅器７１ａ－ｄは、アナログ高および低域通過フィルタを構成し、演算増幅器７１ｅ－ｆおよび電力調整器７２ａ－ｂは、集合的に、回路基板６２内の種々の構成要素のための電力レベルを調整する。加速度計７５は、回路基板６２の運動を測定し、そうすることによって、それが取り付けられている、患者の身体の任意の部分の運動を測定する。アナログ／デジタルコンバータ６８は、それらがフィルタリングされた後、アナログＰＶＰ波形をデジタル化し、それらを、１６ビット分解能および２００Ｋサンプル／秒（本明細書では「Ｋｓｐｓ」）の最大デジタル化率を伴う、デジタル波形に変換する。

ＰＶＰ調整回路基板６２は、加えて、４－ピンコネクタ６９と、２つの６－ピンコネクタ７７、７８と、３－ピンコネクタ７９とを支持する、金属鍍着された孔のセットを含む。より具体的には、コネクタ６９は、直接、変圧器に接続し、そこで、共通接地信号と、患者の静脈系の内圧を表すアナログＰＶＰ波形とを受信する。これらの波形は、下記でさらに詳細に説明されるように、フィルタリングおよびデジタル化される。コネクタ７９を通して、回路基板は、電力（＋５Ｖ、＋３．３Ｖ、および接地）を外部電力供給源、例えば、腕装着型筐体内に位置するバッテリまたは電力供給源から受容する。これらの電力レベルは、本発明の他の実施形態では、異なり得る。アナログ／デジタルコンバータ６８からのデジタル信号および対応する接地は、コネクタ７８で終端され、それらは、本時点で、例えば、図２Ｃに示されるケーブル区画３７を通して、回路基板６２からである。コネクタ７７は、主に、試験およびデバッギング目的のために使用され、アナログＰＶＰ信号が、いったんそれらがアナログ高および低域通過フィルタを通して通過すると、オシロスコープ等の外部デバイスを用いて測定されることを可能にする。

ＰＶＰ調整回路基板６２は、典型的には、シリアルインターフェース（例えば、ＳＰＩ、Ｉ２Ｃ）を通して、電子機器モジュールに接続し、これは、アナログ／デジタルコンバータ６８によってデジタル化されたデータを処理、記憶、および伝送するための構成要素を含む。例えば、電子機器モジュールは、典型的には、マイクロプロセッサ、マイクロコントローラ、または類似集積回路を含み、加えて、ＩＶＤＳのためのアナログおよびデジタル回路網を提供することができる。実施形態では、その上のマイクロプロセッサまたはマイクロコントローラは、コンピュータコードを動作させ、ＰＶＰ－ＡＣ、ＰＶＰ－ＤＣ、ＰＰＧ、ＩＭＰ、ＢＰ、および他の時間依存波形を処理し、バイタルサイン（例えば、ＨＲ、ＨＲＶ、ＲＲ、ＢＰ、ＳｐＯ_２、ＴＥＭＰ）、血行動態パラメータ（ＣＯ、ＳＶ、ＦＬＵＩＤＳ）、ＰＶＰ波形の成分（例えば、Ｆ０、Ｆ１、およびそれと関連付けられる振幅およびエネルギー）、および患者の流体ステータスに関連する、関連付けられるパラメータ（例えば、楔入圧、中心静脈圧、血液体積、流体体積、および肺動脈圧）を決定することができる。本明細書で使用されるようなこのようなマイクロプロセッサによる「処理」は、コンピュータコードまたは同等のアプローチを使用して、波形およびパラメータおよびそこから導出される構築物をデジタル的にフィルタリングし（例えば、高域通過、低域通過、および／または帯域通過フィルタを用いて）、転換し（例えば、ＦＦＴ、ＣＷＴ、および／またはＤＷＴを使用して）、数学的に操作し、概して、当技術分野において公知のアルゴリズムを用いて、処理および分析することを意味する。そのようなアルゴリズムの実施例は、その内容が参照することによって本明細書に組み込まれる、以下、すなわち、２０１５年１２月１８日に出願された、「ＮＥＣＫ－ＷＯＲＮ ＰＨＹＳＩＯＬＯＧＩＣＡＬ ＭＯＮＩＴＯＲ」第Ｕ．Ｓ．Ｓ．Ｎ．１４／９７５，６４６号、２０１４年８月２１日に出願された、「ＮＥＣＫＬＡＣＥ－ＳＨＡＰＥＤ ＰＨＹＳＩＯＬＯＧＩＣＡＬ ＭＯＮＩＴＯＲ」第Ｕ．Ｓ．Ｓ．Ｎ１４／１８４，６１６号、および２０１４年７月３日に出願された、「ＢＯＤＹ－ＷＯＲＮ ＳＥＮＳＯＲ ＦＯＲ ＣＨＡＲＡＣＴＥＲＩＺＩＮＧ ＰＡＴＩＥＮＴＳ ＷＩＴＨ ＨＥＡＲＴ ＦＡＩＬＵＲＥ」第Ｕ．Ｓ．Ｓ．Ｎ１４／１４５，２５３号の同時係属中および交付済み特許に説明されるものを含む。

関連実施形態では、電子機器モジュールは、マイクロプロセッサによる処理の前または後のいずれかにおいて、時間依存波形および数値を記憶するために、フラッシュメモリおよびランダムアクセスメモリの両方を含むことができる。さらに他の実施形態では、回路基板は、情報の伝送および受信の両方のために、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）および／またはＷｉ－Ｆｉ送受信機を含むことができる。

本明細書に説明されるシステムを用いて測定されたＰＶＰ波形は、時間に伴って急速に変動し得る、心拍動および呼吸事象に関連する、信号成分を特徴とする。図９は、ＰＶＰ－ＡＣ波形の実施例と、それらが、腕装着型筐体２０内のＰＶＰ調整回路基板６２によって増幅および調整され、その信号対雑音比を改良する方法とを示す。

より具体的には、ＰＶＰ波形は、典型的には、処理することが困難であり得る、比較的に弱振幅である、５－５０□Ｖ範囲内の信号レベルを有する。そのような信号は、例えば、米国特許出願第１６／０２３，９４５号（２０１８年６月２９日に出願され、米国特許公開第２０１９／００００３２６号として公開されている）、米国特許出願第第１４／８５３，５０４号（２０１５年９月１４日に出願され、米国特許公開第２０１６／００７３９５９号として公開されている）、およびＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＵＳ１６／１６４２０号（２０１６年２月３日に出願され、第ＷＯ２０１６／１２６８５６号として公開されている）において以前に説明される。これらの係属中の特許出願の内容は、参照することによって本明細書に組み込まれる。測定の間、これらの文書に説明されるように、患者の近位の圧力センサが、ＰＶＰ波形を測定し、対応するアナログ信号を発生させる。これらは、典型的には、比較的に長ケーブルを通して通過し、患者から遠隔に位置するシステムを用いて、増幅、フィルタリング、およびデジタル化される。しかしながら、ＰＶＰ波形は、非常に弱く、低信号対雑音比によって特徴付けられるため、それらは、測定するにことが非常に困難であり得る。したがって、それらが長くて「損失の多い」ケーブルを通して伝搬する前に、これらの信号をデジタル化することが有利である。

図８は、図７Ａ－Ｂに示される回路基板６２の概略図１００を示す。概略図１００は、１）ＰＶＰ－ＡＣ波形を増幅およびフィルタリングするように設計される、第１の回路要素のセット１０２と、２）ＰＶＰ－ＤＣ波形を増幅およびフィルタリングように設計される、第２の回路要素のセット１０４と、３）ＰＶＰ－ＡＣおよびＰＶＰ－ＤＣ波形の両方をデジタル化するための１６ビット、２００Ｋｓｐｓアナログ／デジタルコンバータ１０６とを含む。

より具体的には、概略図１００によって説明される回路は、以下の機能を到着ＰＶＰ波形上で順次実施するように設計される。

到着ＰＶＰ波形
１）ゼロ－ドリフト増幅器を使用して、信号を１００Ｘ利得で増幅させる
２）信号を付加的１０Ｘ利得で差動増幅させる
３）増幅された信号を２５Ｈｚ、２－極低域通過フィルタでフィルタリングする

回路の本第１の部分は、到着ＰＶＰ波形のための約１０００ｘの組み合わせられた利得を提供し、それによって、入力信号（典型的には、□Ｖ範囲内）をより大きい信号（ｍＶ範囲内）に増幅させる。後続低域通過フィルタは、任意の高周波数雑音を除去する。最終的には、これらのステップは、下記に説明されるように、ＰＶＰ－ＡＣおよびＰＶＰ－ＤＣ波形の両方の処理を促進する。

本明細書に提供される説明では、用語「差動増幅」は、回路が正の端子（図８ではＰ＿ＩＮ）と負の端子（図８ではＮ＿ＩＮ）との間の差異を測定する、プロセスを指す。着目すべきこととして、差動増幅器の出力は、本システムの中点電圧においてゼロにされる、シングルエンド信号である。代替として、０Ｖでゼロにされ得るが、電圧レール間の中心点は、概して、より正確かつより鮮明な出力信号を提供する。

同様に、用語「ゼロ－ドリフト増幅器」は、１）温度および他の形態の低周波信号誤差を内部から補正し、２）非常に高入力インピーダンスを有し、３）非常に低オフセット電圧を有する、増幅器を指す。ゼロ－ドリフト増幅器によって受信される到着信号は、典型的には、極度に小さく、干渉、利得偏移、または発生された電流から漏出する増幅器入力を被り得ることを意味し、増幅器のゼロ－ドリフトアーキテクチャは、これを低減または排除することに役立つ。

入力ＰＶＰ波形を処理後、概略図１００によって説明される回路は、以下の機能をＰＶＰ－ＡＣおよびＰＶＰ－ＤＣ波形上で順次実施するように設計される。

ＰＶＰ－ＡＣ波形のみ
１）信号を０．１Ｈｚ、２－極高域通過フィルタでフィルタリングする
２）信号を１５Ｈｚ、２－極低域通過フィルタでフィルタリングする
３）信号を５０Ｘ利得で増幅させる

ＰＶＰ－ＤＣ信号のみ
１）信号を０．０７Ｈｚ、２－極低域通過フィルタでフィルタリングする
２）信号を０．１３Ｈｚ、２－極低域通過フィルタでフィルタリングする
３）信号を１０Ｘ利得で増幅させる

ＰＶＰ－ＡＣおよびＰＶＰ－ＤＣ波形の両方
１）信号を１６ビット、２００Ｋｓｐｓデルタ－シグマアナログ／デジタルコンバータでデジタル化する

本レベルのデジタル信号処理を用いることで、回路基板６２は、直接、患者の身体上で、ＰＶＰ波形、より具体的には、ＩＶ浸潤、呼吸数、および心拍数と関連付けられる、信号を処理することができる。これは、雑音および他の信号アーチファクトを追加し、したがって、これらのパラメータの測定値に悪影響を及ぼし得る、アプローチである、外部ケーブルを通して信号を送信する必要なく、これらの機能を実施する。

当業者によって理解されるように、図８に示される回路要素１０２、１０４、および１０６は、本明細書に説明されるものと若干異なる、概略図を用いて、上記に説明されるステップを遂行する、同等の設計を有してもよい。加えて、他の集積回路および構成要素を含み、ＰＶＰ信号の測定値を改良し、したがって、追加される機能性を提供してもよい。例えば、回路基板６２はまた、温度／湿度センサ、多軸加速度計、統合されたジャイロスコープ、または患者と関連付けられる運動信号（例えば、患者の腕、手首、または手の移動）を感知するように構成される、他の運動検出センサを含んでもよい。実施形態では、例えば、運動信号は、ＰＶＰ波形と並行して処理され、適応フィルタとして使用され、運動成分を除去することができる。代替として、これらの構成要素のうちの１つによって測定された運動信号は、処理され、既存の閾値と比較されることができ、信号が、所定の閾値を超える場合、患者が、あまりに移動しており、正確な測定を行うことができないことを示し得、信号が、所定の閾値未満である場合、患者が、安定しており、正確な測定が行われ得ることを示し得る。

そのような回路要素１０２、１０４、および１０６は、典型的には、小コネクタ（例えば、図１における構成要素９１）の内側に嵌合するように設計される寸法によって特徴付けられる、図７に示されるもの等の小ファイバガラス回路基板上に加工される。

図９Ａ－Ｃは、回路基板６２および関連付けられる回路要素１０２が、それぞれ、図７Ａ、７Ｂ、および８に示されるように、ＰＶＰ－ＡＣ波形のアナログバージョンを増幅し、概して、改良する方法を示す。より具体的には、図９Ａは、初期アナログフィルタリングおよび増幅段に対応する、回路要素１０２内の場所１３０において測定されるＰＶＰ－ＡＣ波形の時間依存プロットを示す。図から明白であるように、本時点におけるＰＶＰ－ＡＣ波形の信号対雑音比は、比較的に弱く、実際の生理学的成分、例えば、心拍動または呼吸誘発脈波に対応する、任意の特徴を検出することを困難にする（不可能ではないにしても）。対照的に、３つの付加的増幅／フィルタリング段、すなわち、１）付加的１０Ｘ利得を伴う、差動増幅器、２）２５Ｈｚ、２－極低域通過フィルタ、次いで、０．１Ｈｚ、２－極高域通過フィルタ、次いで、１５Ｈｚ、２－極低域通過フィルタを伴う、フィルタ、および３）５０Ｘ利得を伴う、増幅器を通して通過後、信号は、著しく改良された。図９Ｂは、第２の場所１３２において回路の増幅器鎖をさらに辿って測定された、時間依存波形を示す。これは、比較的に高信号対雑音比および鮮明な心拍動誘発脈波を特徴とする（すなわち、ＨＲに対応する、明確に定義された時間ドメイン信号を示す）。そのような波形は、上記に説明されるような周波数ドメイン内で処理されると、ＩＶ浸潤に関連する事象を検出するＩＶＤＳの能力を改良する、鮮明な特徴をもたらすであろう。

重要なこととして、上記に説明されるように、図９Ａ－Ｃにおいて示されるアナログ信号処理およびＰＶＰ波形のデジタル化は、理想的には、可能な限り信号源に近接して、すなわち、腕装着型筐体内で実施される。そのような構成は、信号が長くて損失の多いケーブル（加えて、運動を受けやすい）を通して遠隔フィルタ／増幅回路まで伝搬することによって引き起こされる、雑音および減衰を最小限にする。最終的には、本アプローチは、最高可能信号対雑音比を伴う、時間依存波形をもたらし、それによって、ＩＶ浸潤およびバイタルサインが最終的に決定され得る、正確度を最大限にする。

４．血圧測定値
ＰＶＰ調整回路基板を用いて処理された後も、測定されたＰＶＰ波形は、低信号対雑音比を特徴とし、それによって、本明細書に説明されるアルゴリズムを使用して、動脈ＢＰを推定するために要求される、個々の心拍動誘発脈波を抽出することを困難にし得る。図１０Ａおよび１０Ｂを参照すると、典型的用途では、時間依存波形（例えば、ＰＰＧおよびＩＭＰ波形）における心拍動誘発脈波が、典型的には、周期的ピークを識別する、アルゴリズムを使用して識別される。しかしながら、そのようなピークは、図１０Ａ示されるように、波形の信号対雑音比が低いときを見出す困難であり得る。この場合、アルゴリズムは、心拍動誘発脈波毎に、複数のピーク（白丸によって示される）を識別する。これらの大部分は、単一ピークのみが心拍動誘発脈波毎に識別されるべきため、誤っている。

図１０Ｂは、その内容が参照することによって本明細書に組み込まれる、以下の参考文献、すなわち、Ｓｃｈｏｌｋｍａｎｎ Ｆ， Ｂｏｓｓ Ｊ， Ｗｏｌｆ Ｍ．； “Ａｎ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ ｆｏｒ Ａｕｔｏｍａｔｉｃ Ｐｅａｋ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｉｎ Ｎｏｉｓｙ Ｐｅｒｉｏｄｉｃ ａｎｄ Ｑｕａｓｉ－Ｐｅｒｉｏｄｉｃ Ｓｉｇｎａｌｓ”， Ａｌｇｏｒｉｔｈｍｓ． ２０１２； ５（４）：５８８－６０３において概略される、代替ビートピッキングアルゴリズムの結果を示す。本アプローチでは、時間依存脈波含有波形内の各点が、その近傍と比較される。アルゴリズムは、ピークに関して試験する間、時間依存「窓」のサイズを反復的に増加させる。これは、窓毎に試験を通過する、場所の追跡を保ち、窓サイズの幅は、信号の周期（例えば、脈波率）に基づいて最適化されることができる。アルゴリズムは、それらが全ての窓サイズを横断して存在する場合、「真」のピークを確認する。図１０Ｂは、図１０Ａに示される同一ＰＶＰ波形に印加されるときの、本明細書では、「ＩＶＤＳビートピッキングアルゴリズム」と称される、本ビートピッキングアルゴリズムの結果を示す。図１０Ａにおける波形を処理するために使用される、従来のアルゴリズムと対照的に、ＩＶＤＳビートピッキングアルゴリズムは、図１０Ｂにおける白丸によって示されるように、各心拍動誘発脈波を正しくかつ１つのみ識別する。

理想的には、ＰＶＰ波形の典型的低信号対雑音比のため、本明細書に説明されるＩＶＤＳは、前述の参考文献に説明され、図１０Ｂに示されるデータで実証されるように、ＩＶＤＳビートピッキングアルゴリズムを使用する。典型的には、本アルゴリズムは、ＣまたはＣ＋＋等のコンピュータコードを使用して、ＩＶＤＳの電子モジュール内のマイクロプロセッサ上で展開される。

図１１Ａ－Ｄは、ＩＶＤＳを用いて測定および処理された、時間依存動脈ＢＰおよびＰＶＰ波形を示し、そうすることによって、以下の重要な点を実証する。

点１：ＩＶＤＳビートピッキングアルゴリズムは、時間依存動脈ＢＰおよびＰＶＰ波形の両方を効果的に処理し、ビートピックを識別することができる。

点２：本明細書に説明されるシステムを用いて測定および処理される際、時間依存動脈およびＰＶＰ波形の変化の間に強固な一致が存在する。

点３：患者の呼吸事象が、動脈ＢＰ波形と比較して、より有意に顕著な様式において、ＰＶＰ波形を変調させる。

点１に関して、図１１Ａおよび１１Ｃにおけるグラフは、それぞれ、ＩＶＤＳビートピッキングアルゴリズムで処理された、時間依存動脈ＢＰおよびＰＶＰ波形を示す。各波形の上部部分の近傍の白丸は、アルゴリズムが識別する、心拍動誘発脈波を示す。それぞれ、破線丸１７０および１７２によって示される、波形の部分を示す、図１１Ｂおよび１１Ｄは、波形およびビートピックの両方をさらに詳細に示す。これらのデータから明白であるように、ＩＶＤＳビートピッキングアルゴリズムは、動脈ＢＰおよびＰＶＰ波形の両方において、心拍動誘発脈波を識別することに成功している。これは、特に、対象の静脈系に由来する信号が、対象の動脈系に由来するものと比較して、著しく不明瞭に定義された心拍動誘発脈波を有するため、図１１Ｃおよび１１Ｄに示されるＰＶＰ波形に関して困難である。

点２および３に関して、図１１Ａおよび１１Ｂに示されるグラフと１１Ｃおよび１１Ｄにおけるものの比較は、時間依存動脈ＢＰとＰＶＰ波形との間の高一致度が存在するが、ＰＶＰ波形が、対象の呼吸によってより有意に影響されることを示す。これは、それぞれ、図１１Ｂおよび１１Ｄに示される、破線ボックス１７３および１７４に明確に示される。動脈ＢＰ波形を示す、図１１Ｂでは、全体的圧力は、呼吸によって若干のみ変調される。したがって、心拍動誘発脈波（「ｏ」マーキングによって示される）と呼吸変調の比率は、大きい。対照的に、ＰＶＰ波形を示す、図１１Ｄでは、全体的圧力は、呼吸によって著しく変調され、心拍動誘発脈波は、比較的に弱い。これは、心拍動誘発脈波（「ｘ」マーキングによって示される）と呼吸変調の比率が小さいことを意味する。呼吸変調を伴っても、２つの波形間には、強固な一致が存在し、呼吸に起因するアーチファクトをデジタル的に除去するアルゴリズムが、一致を改良し、したがって、比例して、ＰＶＰ波形から計算されるＢＰの正確度を改良し得ることを示す。

図１２Ａ－Ｅはさらに、これらの点を実証する。各図は、臨床研究に参加した異なるブタ対象に対応する、２つのグラフ、すなわち、１）比較的に短時間区画にわたって、「ｏ」マーカで示される、ＩＶＤＳビートピッキングアルゴリズムを用いて行われた対応するビートピックとともに測定された、時間依存動脈ＢＰ波形（上側グラフ）と、２）「ｘ」マーカで示される、ＩＶＤＳビートピッキングアルゴリズムを用いて行われた対応するビートピックを伴う、同一時間区画にわたって測定された時間依存ＰＶＰ波形（下側グラフ）とを示す。これらのグラフに関して、ｘ－軸（「時間」）は、サンプル単位であって、サンプリング率は、５０サンプル／秒であることに留意されたい。

これらの図におけるデータは、上記で述べられた３つの「点」を確証する。すなわち、全ての症例において、ＩＶＤＳビートピッキングアルゴリズムは、特に、比較的に困難であるＰＶＰ波形において、心臓脈波を位置特定する際に効果的である。動脈ＢＰおよびＰＶＰ波形の変化の間に強固な相関が存在する。さらに、全ての症例において、２つの波形は両方とも、対象の呼吸によって、一貫した様式で変調され、変調は、より有意に顕著であって、ＰＶＰ波形の比較的に大変化をもたらす。重要なこととして、２つの波形間の一致は、呼吸誘発変調が存在しない、周期の間でも、存続する。例えば、図１２Ａおよび１２Ｄでは、対象は、呼吸が存在しない、幾分長時間周期を呈する（両図において、約１．１２５～１．１３５ｘ１０^５サンプルまたは２０秒）が、まだ依然として、２つの信号における圧力変動間の一致が存在する。

任意の特定の理論に拘束されるわけではないが、図１１および１２によって示されるように、動脈ＢＰ波形と比較して、ＰＶＰ波形内に存在する比較的に大変調は、静脈のコンプライアンスが動脈のものを約１０～２０倍上回るという証明された理論に起因し得る（例えば、Ｒｉｃｈａｒｄ Ｅ． Ｋｌａｂｕｎｄｅ Ｐｈ．Ｄ．による「Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ Ｃｏｎｃｅｐｔｓ」（ ｈｔｔｐｓ：／／ｗｗｗ．ｃｖｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ．ｃｏｍ／）参照）。図１３Ａを参照すると、コンプライアンスは、血管壁が圧力の変化に伴って受動的に拡張および収縮する能力である。典型的には、静脈は、圧力のわずかな変化のみを伴って、血液体積の大変化に適応することができ、それらがより大きいコンプライアンスを有することを意味する。静脈のより大きいコンプライアンスは、主として、１０ｍｍＨｇ未満の圧力で生じる、静脈圧潰の結果である。より高い圧力および体積では、静脈コンプライアンス（コンプライアンス曲線の傾き）は、動脈コンプライアンスに類似する。

血管に関して、コンプライアンス曲線が１つであるわけではない。例えば、図１３Ｂ示されるように、血管緊張度を増加させる、血管平滑筋収縮は、血管コンプライアンス（図における破線）を低減させ、体積－圧力関係を下向きに偏移させる。逆に言えば、平滑筋弛緩は、コンプライアンスを増加させ、コンプライアンス曲線を上向きに偏移させる。これは、特に、静脈血管系において、静脈圧および心臓前負荷の調整のために重要である。動脈内の平滑筋の収縮は、そのコンプライアンスを低減させ、それによって、動脈血液体積を減少させ、動脈系に伴って、ＢＰを増加させる。

コンプライアンスは、上記に説明されるように、脈管を既知の体積だけ拡張させ、定常状態における圧力の変化を測定することによって発生される、静的コンプライアンスを表す。典型的には、脈管（動脈または静脈のいずれか）のコンプライアンスはまた、それによって体積の変化が生じる、レートに依存する、すなわち、コンプライアンスに対する動的成分が存在する。これは、図１１および１２において、動脈および静脈圧波形の両方に及ぼされる呼吸の影響によって示される。すなわち、呼吸事象は、動脈および静脈の両方の血管コンプライアンスに影響を及ぼすが、静脈内の比較的に低圧のため、呼吸は、その中の血圧により顕著に影響を及ぼす。

動脈ＢＰおよびＰＶＰ波形の両方の呼吸誘発変調が、例えば、デジタルフィルタリング技法を使用して、除去されると、２つの信号間の一致は、増加される。例えば、図１４Ａおよび１４Ｂは、これらの２つの波形のビートピックの時間依存プロットを示す、グラフである（図１１および１２に示されるように、ビートピックに加え、全てのデータ点を含む、完全－分解能波形とは対照的である）。図１４Ａは、「ｏ」マーカによって示される、動脈ＢＰビートピックを示す一方、図１４Ｂは、「ｘ」マーカによって示される、ＰＶＰビートピックを示す。全ての症例では、ビートピックは、上記に説明されるように、ＩＶＤＳビートピッキングアルゴリズムを使用して行われる。

図１４Ａおよび１４Ｂは両方とも、圧力変動を示す、暗色実線を含み、呼吸アーチファクトは、デジタル的にフィルタ除去される。ここでは、使用されるフィルタは、デジタル帯域通過フィルタであって、フィルタの限界は、そこで呼吸が典型的に生じる、周波数（例えば、約３～２０呼吸／分）と一貫する。図から明白であるように、実線は、概して、呼吸変調ビートピックを通して通過し、重要なこととして、呼吸に関連する成分が除去されると、これらの信号に関する圧力変動における強固な一致を図示する。

実施形態では、呼吸成分を除去するために使用されるフィルタは、帯域通過フィルタ以外の何らかのものであることができる。他の候補フィルタは、ウェーブレット（例えば、ＣＷＴまたはＤＷＴ）に基づくフィルタ、呼吸が、別の技法を用いて（例えば、ＩＭＰ波形から）測定され、次いで、ＰＶＰ波形のための別個のフィルタ内で使用される、適応フィルタ、周波数ドメインに基づくフィルタ（例えば、時間ドメイン波形がＦＦＴを使用して、周波数ドメイン波形に変換された後に適用されるもの）、または単純平滑化アルゴリズムを含む。呼吸変調に起因する、信号アーチファクトを除去または低減させるための他の同等のデジタルフィルタリングまたはデジタル信号処理技法も、本発明の範囲内である。

ＰＶＰ波形からのビートピックは、静脈内の収縮期圧力に対応し、典型的には、１０～３０ｍｍＨｇの範囲内の圧力値を有する一方、動脈ＢＰからのものは、直接、ＳＹＳに対応し、比較的に高く、例えば、典型的には、７０～１５０ｍｍＨｇの範囲内である。さらに、全ての患者に当てはまる、静脈圧と動脈圧との間の普遍関係が存在するとは考えられない。これは、動脈ＢＰをＰＶＰ波形から推定するために、較正が実施されなければならないことを意味する。

図１５を参照すると、動脈ＢＰ値（ＳＹＳ、ＭＡＰ、およびＤＩＡ）を推定するために使用され得るように、ＰＶＰ波形を「較正」するためのシステムは、図１を参照して詳細に説明されるように、患者１１の腕２３に取り付けられる、本発明によるＩＶＤＳ８０を特徴する。典型的には、測定値の開始時に生じる、較正周期の間、ＢＰの振動測定を行う、血圧カフ１８１が、患者の上腕領域（例えば、二頭筋）に取り付けられる。血圧カフ１８１は、二頭筋の周囲に巻着する、可撓性カフ１８０を含み、これは、膨脹可能ブラダを特徴とし、典型的には、一時的にそれに固着させるために使用される、Ｖｅｌｃｒｏ（登録商標）パッチを伴う、ナイロンタイプ材料から成る。制御モジュール１８２が、血圧カフ１８１を制御し、マイクロプロセッサと、無線Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）送受信機と、圧力センサと、電力回路網と、アナログ／デジタル信号調整電子機器と、電子ポンプと、バッテリとを含有する、回路基板を特徴とする。

測定を開始するために、臨床医（または実際の患者１１）が、血圧カフ１８１上のオン／オフボタン１８４を押下する。これは、制御モジュール１８２内のポンプをアクティブ化し、それにカフ内のブラダを膨脹させ、圧力信号を患者の二頭筋から収集し、概して、振動測定を使用して、標準的血圧測定を実施する。これは、ＳＹＳ、ＤＩＡ、およびＭＡＰの初期値をもたらす。加えて、血圧カフ１８１内の圧力センサは、患者の上腕動脈に可撓性カフ１８０によって印加される圧力を示す、時間依存圧力波形を測定する。いったん測定されると、これらのパラメータ、すなわち、ＳＹＳ、ＤＩＡ、およびＭＡＰの値は、時間依存圧力波形とともに、血圧カフ１８１内のＢｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）送受信機によって、腕装着型筐体２０によって封入された電子機器モジュール９４内のペアリングされたＢｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）送受信機に無線で伝送される。より具体的には、電子機器モジュール９４内の特徴である、マイクロプロセッサが、下記にさらに詳細に説明されるように、これらのパラメータを、ＩＶＤＳ８０によって測定された他の時間依存波形とともに受信および処理し、患者特有の較正を決定する。

血圧カフ１８１とＩＶＤＳ８０内の電子機器モジュール９４との間のＢｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）通信は、図中の矢印１８８によって示されるように、双方向接続であって、上記に説明されるように、血圧カフ１８１は、ＳＹＳ、ＤＩＡ、およびＭＡＰの値および時間依存圧力波形をＩＶＤＳ８０に送信し、本システムは、本情報を処理し、患者特有の較正を発生させ、また、情報（肯定応答、エラーコード、または新しい較正測定を開始するための命令等）を血圧カフ１８１に送信することができる。

患者特有の較正は、典型的には、集合的に、血圧カフ１８１からの時間依存圧力波形を、ＩＶＤＳ８０によって収集された時間依存波形、例えば、ＩＭＰ、温度、ＰＰＧ、および運動波形、およびＰＶＰ調整回路基板９５によって測定された時間依存ＰＶＰ－ＡＣおよびＰＶＰ－ＤＣ波形とともに、分析することによって決定される。類似技法は、その内容が参照することによって本明細書に組み込まれる、以下の米国特許、すなわち、Ｂａｎｅｔ ｅｔ ａｌ． 「Ｂｏｄｙ－ｗｏｒｎ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ， ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ｃａｒｄｉａｃ ｏｕｔｐｕｔ， ｓｔｒｏｋｅ ｖｏｌｕｍｅ， ｃａｒｄｉａｃ ｐｏｗｅｒ， ａｎｄ ｂｌｏｏｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ」米国特許第１０，７２２，１３１号、 Ｂａｎｅｔ ｅｔ ａｌ．「Ｈａｎｄｈｅｌｄ ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｓｅｎｓｏｒ」米国特許第１０，２０６，６００号、 ＭｃＣｏｍｂｉｅ ｅｔ ａｌ．「Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｃａｌｉｂｒａｔｉｎｇ ａ ＰＴＴ－ｂａｓｅｄ ｂｌｏｏｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｕｓｉｎｇ ａｒｍ ｈｅｉｇｈｔ」米国特許第８，６７２，８５４号、 Ｂａｎｅｔ ｅｔ ａｌ．「Ｃｕｆｆｌｅｓｓ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｍｅａｓｕｒｉｎｇ ｂｌｏｏｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ」米国特許第７，１７９，２２８号、およびＢａｎｅｔ ｅｔ ａｌ．「Ｂｌｏｏｄ－ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ｄｅｖｉｃｅ ｆｅａｔｕｒｉｎｇ ａ ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ－ｂａｓｅｄ ａｎａｌｙｓｉｓ」米国特許第７，００４，９０７号に説明される。

より具体的には、患者特有の較正を決定するために、複数のＰＶＰ値および動脈ＢＰ値の値が、収集および分析され、ＰＶＰの変化とＳＹＳ、ＤＩＡ、およびＭＡＰの変化を関連させる、患者特有の傾きを決定することができる。患者特有の傾きはまた、臨床研究からの所定の値を使用して、次いで、これらの測定値と臨床研究の間に収集された生体測定パラメータ（例えば、年齢、性別、身長、体重）を組み合わせることによって、決定されることができる。さらに他の実施形態では、患者特有の傾きは、ＰＶＰの変化（ＰＶＰ調整回路基板９５を用いて測定される）を、上腕に印加される圧力の変化（血圧カフ１８１内の制御モジュール１８２を用いて測定される）とともに検出することによって、決定されることができる。ここでは、動脈圧は、血圧カフ１８１によって印加された可変圧力から推定され、次いで、カフの膨脹の間に測定された可変ＰＶＰと相関されることができる。本関係は、次いで、患者特有の較正を推定するために使用されることができる。患者の生体測定パラメータに基づき、前述の特許に説明されるような実験的方法等の他の較正アプローチもまた、本発明の範囲内である。

いったん測定が完了すると、ＩＶＤＳ８０は、数値を、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）インターフェースを通して、矢印１８９によって示されるように、注入ポンプ１９２等の外部ディスプレイに無線で伝送することができる。本タイプの通信は、例えば、閉ループシステムを可能にし、注入ポンプ１９２が、流体を患者に送達し、そのＢＰ、血液体積、および他の生理学的パラメータに影響を及ぼし、ＩＶＤＳ８０が、流体が、患者の静脈系に送達されているか、または下層組織の中に浸潤しているかどうか、および加えて、患者が送達される流体に応答している程度を決定する。他の実施形態では、ＩＶＤＳ８０は、情報を、類似無線インターフェースを通して、モバイル電話、コンピュータ、タブレットコンピュータ、テレビ、病院ＥＭＲ、または別の同等のディスプレイデバイス等の別の遠隔ディスプレイに送信する。

図１６は、患者の腕の高さが、ＰＶＰ波形、特に、信号のベースライン（図１６における肉眼的変化から容易に明白である）および各心拍動誘発インピーダンス脈波の大きさ（データの細密検査に応じて存在する、特徴であるが、図１６ではあまり明白ではない）の両方の変化に影響を及ぼし得る様子を示す。図１６におけるグラフは、グラフィック２００ａ－ｄによって示されるように、４つの異なる腕位置において測定される、時間依存ＰＶＰおよび運動（加速度計ｚ－軸から求められる）波形を示す。最初の６０秒間、患者の腕は、グラフィック２００ａによって示されるように、真下に向けられており、ＰＶＰ波形は、約２０ｍｍＨｇの初期ベースラインを有する。次の６０秒にわたって、患者は、グラフィック２００ｂによって示されるように、その腕を約４５^ｏ上昇させ、ＰＶＰ波形ベースラインを約２０ｍｍＨｇ降下させる。本傾向は、患者がその腕を９０^ｏ（グラフィック２００ｃによって示されるように）、最後に、１３５^ｏ（グラフィック２００ｄによって示されるように）まで上昇させるにつれて継続する。図１６はまた、加速度計測定運動信号（この場合、ｚ－軸に沿って）が、腕の高さに伴って相当する方法において変化する様子を示し、したがって、本信号が実際の腕の高さを推定するために処理され得ることを示す。

腕の高さに伴うＰＶＰ信号の変化および加速度計を用いて相対的腕の高さを自動的に特性評価する能力は、いくつかの理由から、重要である。第１に、ＰＶＰおよび動脈ＢＰの両方が、腕の高さの変化に伴って、持続的に、明確に定義された様式において変化するため、腕の高さの系統的変動を伴うプロセスが、上記に説明されるように、ＰＶＰに基づいて血圧測定値を較正するために使用されてもよい。第２に、ＰＶＰ信号（ベースラインおよび心拍動誘発脈波の両方）が、腕の高さに伴って変動するため、それらに基づく正確な動脈ＢＰ測定値は、加速度計を用いて測定されるにつれて、腕の高さを考慮する必要があるであろう。

ＩＶＤＳに関して、腕の高さを加速度計信号から計算するステップは、好ましくは、可変人口統計（例えば、身長、体重、ＢＭＩ、性別、年齢）の対象を伴う臨床試験を用いて特性評価されるような両方のパラメータに関する別個のエントリを特徴とする、一連の「ルックアップテーブル」を事前に発生させることによって行われる。ルックアップテーブルは、好ましくは、製造の間、ＩＶＤＳのソフトウェアの中にコード化される。実際の測定の間、加速度計信号は、測定され、適切なルックアップテーブルと比較され、腕の高さを推定する。

図１４（デジタルフィルタリングを使用した呼吸変調の除去）、図１５（カフベースのシステムを用いた較正）、および図１６（腕の高さの考慮）に示される結果に基づく、アルゴリズムが、動脈ＢＰをＰＶＰから推定するために使用されることができる。図１７は、アルゴリズムの主要ステップを示す、フローチャートを示す。アルゴリズムは、図１および１５に示されるもののようなＩＶＤＳを使用して、ＰＶＰ波形を測定するステップ（ステップ２７０）から開始する。そのようなシステムは、例えば、従来のＩＶシステムに接続される、入院または外科手術患者上で展開されるであろう。ＩＶＤＳがＰＶＰ波形を測定後、図１０を参照して上記に説明されるＩＶＤＳビートピッキングアルゴリズム等のビートピッカを用いて、それらを処理し、ＳＹＳ／ＤＩＡ値の点の集合（すなわち、「ベクトル」）を決定する（ステップ２７１）。ＩＶＤＳ上で動作する、埋設されたコンピュータコードを使用して、アルゴリズムは、次いで、ＳＹＳ／ＤＩＡ値のベクトルをフィルタリングし、前述のデジタル信号処理技法、例えば、帯域通過フィルタ、適応フィルタ、ウェーブレットフィルタ（例えば、ＣＷＴまたはＤＷＴ）、単純多点平滑化関数のうちの１つを使用して、呼吸変調を除去する（ステップ２７２）。いったんフィルタリングされると、ＩＶＤＳは、図１６に関して概略されたアプローチに従って、その内部多軸加速度計を使用して、対象とＩＶシステムとの間の垂直距離の変化を推定する（ステップ２７６）。垂直距離の変化は、次いで、ＩＶＤＳによって処理され、ＳＹＳ／ＤＩＡ値のベクトルを調節し、患者とＩＶシステムとの間の垂直距離の変化を考慮する（ステップ２７３）。これが完了されると、ＩＶＤＳは、図１５を参照して上記に説明されるように、較正測定を開始し、血圧カフに、ＳＹＳおよびＤＩＡ値および時間依存圧力波形を測定するように命令する（ステップ２７８）。アルゴリズムは、カフベースのシステムからのこれらの値を使用して、測定値を効果的に較正する、すなわち、ＳＹＳおよびＤＩＡの初期値を決定し、患者特有の較正を発生させる（ステップ２７４）。本較正およびＰＶＰ波形を用いることで、ＩＶＤＳは、ＳＹＳ／ＤＩＡの後続値を推定することができる（ステップ２７５）。

図１８および１９は、図１７に示されるアルゴリズムのバージョンを使用して５つの異なるブタ対象からのＰＶＰデータを処理する結果を示す。図１８Ａ－Ｅにおけるプロットは、ＰＶＰ（すなわち、推定されるＳＹＳ）および動脈ＢＰ波形（実際のＳＹＳ）から得られるＳＹＳの時間依存値を示す。いずれの場合も、推定されるＳＹＳと実際のＳＹＳとの間の一致は、大きいことかつ高速であることの両方である、血圧スイングの周期の間でも、良好である。

図１９は、図１８Ａ－Ｅから得られるような推定ＳＹＳ値と実際のＳＹＳ値との間の一致を示す、グラフを示す。データ点は、３０分毎に選択され、本グラフを発生させた。プロットを発生させるために使用されるプールされた対合された値から、全体的バイアスが、０．８１ｍｍＨｇとして計算され、標準偏差は、３．９３ｍｍＨｇであった。相関を示す、ｒ－値は、０．９８であって、優れた一致を示し、データ点の傾きは、０．９６であって、ほぼ１の値および任意の系統的変動の一般的欠如を示す。まとめると、これらのデータは、本明細書に説明される血圧測定の有効性を示す。

５．ＩＶＤＳを用いた運動および姿勢の測定
ＩＶＤＳにおいて腕の高さを推定するために使用される同一加速度計はまた、例えば、入院の間、患者の運動および姿勢を検出することができる。また、重要なこととして、これは、運動関連アーチファクトのため、本明細書に説明される測定、すなわち、ＩＶ浸潤およびＰＶＰベースのＢＰを困難または不可能にし得る、運動の周期を特性評価するためにも使用されることができる。要するに、加速度計は、運動を検出することができ、これは、それ自体で患者を特性評価するために有用である一方、加えて、患者が比較的に無運動であって、測定値が理想的に行われ得るときの周期を示す。

図２０は、例えば、以下の事象、すなわち、腕屈曲、痙攣、腕挙上および下垂（４５^ｏおよび９０^ｏ）、仰臥位から座位および座位から仰臥位への遷移、歩行、および立位から仰臥位への遷移の間に測定された、時間依存ＰＶＰ、ＩＭＰ、温度、および運動（加速度計のｚ－軸から）波形を示す。図中の破線は、時間の関数として、各事象を境界する。図１９は、各波形が運動によってある程度影響されることを示す。ＩＭＰ波形は、特に、比較的に弱信号から成り、運動によって最も顕著に影響され、特に、歩行等の大腕移動が関わる、活動は、大量の雑音を波形上に与える。

好ましい実施形態では、ＩＶＤＳの電子機器モジュール上に位置付けられる、マイクロプロセッサが、加速度計の全３つの軸からの信号を持続的に処理する、アルゴリズムを動作させる。これらのデータと所定のルックアップテーブル内のもの、または代替として、第一原理モデルを比較することによって、アルゴリズムは、１）患者が行っている運動のタイプ、および２）運動がＰＶＰベースの血圧測定値に影響を及ぼすために十分に深刻であるかどうか、および下記に説明されるような他のバイタルサインの測定値を決定する。ＩＶＤＳは、運動がアルゴリズムが測定が行われ得ることを決定するようなものであるとき、値のセットを報告する。

他の実施形態では、加速度計からの情報を使用して、ＩＶＤＳは、患者が病院ベッド内で動き回る、およびベッドから出る準備をしている等、生じようとしている事象を決定することができる。これらおよび他の事例では、ＩＶＤＳは、「アラーム」または「アラート」を遠隔ディスプレイ、例えば、図１５に示されるような注入ポンプに無線で伝送することができる。
６．ＩＶＤＳを用いた他のバイタルサインおよび生理学的パラメータの測定

ＩＶ浸潤、最も着目すべきこととしてＩＭＰ、温度、およびＰＶＰ信号を処理するために使用されるＰＶＰ調整回路基板を検出するために使用される、本明細書に説明される同一センサは、「２つの役割」を実施し、加えて、ＨＲ、ＨＲＶ、ＲＲ、およびＴＥＭＰ等の他のバイタルサインをもたらす、波形を測定することができる。加えて、ＩＶＤＳは、光学信号の時間依存変化を使用して、ＩＶ浸潤を特性評価するために使用され得る、反射光学システム（典型的には、図１における可撓性の通気性ポリマー基部（構成要素８９）内に配置される）を含むことができる。本同一光学信号は、同時に、ＰＲおよびＳｐＯ_２の値をもたらすことができる。これらの測定値は、本明細書に説明されるＰＶＰベースのＢＰ測定値と組み合わせられると、ＩＶＤＳが、潜在的に、典型的には、患者を特性評価するために使用される、全５つのバイタルサイン（ＨＲ、ＲＲ、ＴＥＭＰ、ＳｐＯ_２、およびＢＰ）を測定することができることを意味する。

電極（すなわち、図１における構成要素８３）が、ＩＶＤＳの生体インピーダンス（または、代替として、生体リアクタンス）測定のために使用される、信号を感知し、これは、ＨＲおよびＲＲに関連する特徴を含む、時間依存ＩＭＰ波形をもたらす。ここでは、ＩＶＤＳのポリマー基部内の１つの対の電極が、高周波数（例えば、２０～１００ｋＨｚ）低振幅（例えば、１０～１，０００□Ａ）電流を患者の身体の中に注入する。２つの電極によって注入される電流は、１８０^ｏ位相がずれている。他の対の電極は、後続処理に伴って、注入される電流によって遭遇される抵抗（またはインピーダンス）を示す、電圧を測定する。電圧は、オームの法則を通して、抵抗（またはインピーダンス）に関連する。典型的には、電子モジュール内の生体インピーダンス回路が、ＩＭＰ波形を測定し、これは、比較的に高周波数特徴（典型的には、□Ｚ（ｔ）と呼ばれる）を特徴とする、ＡＣ波形と、比較的に低周波特徴（典型的には、Ｚ０と呼ばれる）を特徴とする、ＤＣ波形とに分離される。□Ｚ（ｔ）およびＺ０を測定するための本技法は、その内容が参照することによって本明細書に組み込まれる、以下の同時係属中の特許出願、すなわち、２０１４年９月１１日に出願された、「ＮＥＣＫ－ＷＯＲＮ ＰＨＹＳＩＯＬＯＧＩＣＡＬ ＭＯＮＩＴＯＲ」米国第６２／０４９，２７９号、２０１４年２月１９日に出願された、「ＮＥＣＫＬＡＣＥ－ＳＨＡＰＥＤ ＰＨＹＳＩＯＬＯＧＩＣＡＬ ＭＯＮＩＴＯＲ」米国第１４／１８４，６１６号、および２０１３年１２月３１日に出願された、「ＢＯＤＹ－ＷＯＲＮ ＳＥＮＳＯＲ ＦＯＲ ＣＨＡＲＡＣＴＥＲＩＺＩＮＧ ＰＡＴＩＥＮＴＳ ＷＩＴＨ ＨＥＡＲＴ ＦＡＩＬＵＲＥ」米国第１４／１４５，２５３号、および「ＰＨＹＳＩＯＬＯＧＩＣＡＬ ＭＯＮＩＴＯＲＩＮＧ ＳＹＳＴＥＭ ＦＥＡＴＵＲＩＮＧ ＦＬＯＯＲＭＡＴ ＡＮＤ ＷＩＲＥＤ ＨＡＮＤＨＥＬＤ ＳＥＮＳＯＲ」に詳細に説明される。

患者の腕内の生理学的プロセスは、ＩＶＤＳの生体インピーダンス測定システムによって感知される、□Ｚ（ｔ）およびＺ０波形を変調させる。したがって、これらの波形を処理することは、生理学的プロセスに対応する、パラメータをもたらし得る。例えば、呼吸努力（すなわち、呼吸）は、□Ｚ（ｔ）に影響を及ぼし、一連の低周波起伏（典型的には、５～３０起伏／分）を波形上に与える。ＩＶＤＳの電子機器モジュールは、これらの発振を処理し、ＲＲを決定する。血液は、良好な電気導体であって、したがって、患者の腕内の血流は、心拍動誘発心臓脈波として□Ｚ（ｔ）波形上に露見する。それらは、当技術分野において公知の技法を用いて処理され、ＨＲおよびＨＲＶを決定することができる。

腕内の生理学的流体はまた、注入される電流を伝導する。それらは、本領域内に蓄積し（はるかに低速な時間スケールにもかかわらず、ＩＶ浸潤を検出するための流体蓄積と同様に）、低周波（すなわち、ゆっくりと変化する）様式において、電極の伝導経路内のインピーダンスに影響を及ぼし得る。Ｚ０波形を処理することは、したがって、それらを検出することができる。典型的には、Ｚ０波形は、約１０～５０オームの平均値を特徴とし、１０オームは、比較的に低インピーダンス、したがって、高流体含有量（例えば、患者が「湿潤」している）を示し、５０オームは、比較的に高インピーダンス、したがって、低流体含有量（例えば、患者は、「乾燥」している）を示す。Ｚ０の平均値の時間依存変化は、患者の流体レベルが増加または減少しているかいずれかであることを示し得る。流体レベルの増加は、例えば、鬱血性心不全または腎不全の発症を示し得る。

光学信号を測定するために、ＩＶＤＳは、□＝６６０ｎｍおよび□＝９０８ｎｍ領域内の赤色および赤外線光学波長を発生させる、光源、例えば、透過または反射モード幾何学形状において動作する、二重発光ＬＥＤと、光検出器（例えば、フォトダイオード）とを含んでもよい。これらの構成要素は、概して、当技術分野において公知のように、ＩＶ部位の近位にある、患者の腕またはその指のうちの１つ（例えば、親指）のいずれかから、赤色および赤外線放射線の両方を使用して、ＰＰＧ波形を測定する。電子機器モジュールは、波形を処理し、ＳｐＯ_２を決定する。そのような測定は、その内容が参照することによって本明細書に組み込まれる、以下の同時係属中の特許出願、すなわち、２０１４年９月１１日に出願された、「ＮＥＣＫ－ＷＯＲＮ ＰＨＹＳＩＯＬＯＧＩＣＡＬ ＭＯＮＩＴＯＲ」米国第６２／０４９，２７９号、２０１４年２月１９日に出願された、「ＮＥＣＫＬＡＣＥ－ＳＨＡＰＥＤ ＰＨＹＳＩＯＬＯＧＩＣＡＬ ＭＯＮＩＴＯＲ」米国第１４／１８４，６１６号、および２０１３年１２月３１日に出願された、「ＢＯＤＹ－ ＷＯＲＮ ＳＥＮＳＯＲ ＦＯＲ ＣＨＡＲＡＣＴＥＲＩＺＩＮＧ ＰＡＴＩＥＮＴＳ ＷＩＴＨ ＨＥＡＲＴ ＦＡＩＬＵＲＥ」米国第１４／１４５，２５３号にさらに詳細に説明される。一般に、これらの組み込まれる参考文献においてより詳細に解説されるように、ＳｐＯ_２測定の間、デジタルシステムは、交互に、二重発光ＬＥＤ内で赤色および赤外線ＬＥＤに給電する。本プロセスは、２つの明確に異なるＰＰＧ波形を発生させる。デジタルおよびアナログフィルタの両方を使用して、デジタルシステムは、ＡＣおよびＤＣ成分を赤色（ＲＥＤ（ＡＣ）およびＲＥＤ（ＤＣ））および赤外線（ＩＲ（ＡＣ）およびＩＲ（ＤＣ））ＰＰＧ波形から抽出し、これをデジタルシステムが、次いで、上記に言及される特許出願に説明されるように、処理し、ＳｐＯ_２を決定する。光学信号を向上させるために、ＩＶＤＳは、埋設された電気導体が、例えば、蛇行パターンで配列される、Ｋａｐｔｏｎ（登録商標）フィルム等の薄膜加熱要素を含んでもよい。典型的には、加熱要素の温度は、閉ループ様式において、４１～４２^ｏＣのレベルで調整され、これは、最小限の影響を下層組織に及ぼし、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）によって安全と見なされている。

そのような光学システムおよび薄膜加熱要素は、その内容が参照することによって本明細書に組み込まれる、以下の特許出願、すなわち、２０１８年７月２４日に出願された、「ＰＡＴＣＨ－ＢＡＳＥＤ ＰＨＹＳＩＯＬＯＧＩＣＡＬ ＳＥＮＳＯＲ」米国第１６／０４４３８６号に説明される。

図２１Ａおよび２１Ｂは、図１に示されるＩＶＤＳのバージョンを用いて、臨床研究に参加する対象から測定された、ＩＭＰおよびＰＰＧ波形を示す、グラフを示す。類似結果が、研究に参加した１３名の他の対象からも取得された。ここでは、ＩＶＤＳは、従来のＩＶ部位の近位の各対象の腕に適用された。対象は、次いで、通常のレートで呼吸し、次いで、その呼吸を保持し、次いで、高速レートで呼吸し、次いで、再び、その呼吸を保持するように命令された。図２１Ａは、本プロセスの間に測定されたＩＭＰ波形を示す。データから明白であるように、比較的に小心拍動誘発脈波が、測定周期全体を通して存在する。これらは、ＩＶ部位の近傍の血流に起因する。加えて（幾分驚くべきことに）、腕から測定されるインピーダンス信号は、呼吸数に非常に敏感であった。これらのデータから、他の対象から収集されたものとともに、ＨＲ、ＨＲＶ、およびＲＲ値が、合理的正確度を伴って計算され得る。重要なこととして、これらの測定のために使用される電極および回路要素は、上記で詳細に説明される、ＩＶ浸潤を検出するために使用されるものと同一である。

同様に、ＩＶＤＳ内の光学センサは、赤色およびＩＲ放射線の両方を使用して、ＰＰＧ波形を測定した。典型的には、ＩＲ放射線を用いて測定された波形は、比較的に高信号対雑音比を有していた。ＰＰＧ波形から、ＰＲおよびＳｐＯ_２値が、上記に説明されるように計算された。上記に説明される電極と同様に、これらの測定のために使用される光学システムは、上記に説明されるように、ＩＶ浸潤を検出するために使用されるものと同一である。

加えて、ＰＶＰ波形は、ＨＲ、ＲＲ、および他の血行動態パラメータを決定するために処理されることができる。これらの測定値は、図２１を参照して説明されるように、ＩＭＰおよびＰＰＧ波形を用いて行われるものを相殺または改良するために使用されることができる。例えば、ＰＶＰ波形のＦＦＴを計算することは、ＨＲ（Ｆ１）およびＲＲ（Ｆ０）に対応するピークを特徴とする、周波数ドメインスペクトルをもたらす。Ｆ０およびＦ１と関連付けられる特徴（例えば、その振幅またはエネルギー）は、異なる方法で処理され、流体関連パラメータ、例えば、楔入圧および／または肺動脈圧を推定してもよい。エネルギーのさらなる処理は、次いで、適切な流体関連パラメータをもたらす。そのような処理の実施例は、その内容が参照することによって本明細書にすでに組み込まれている、以下の参考文献に説明される。

１）Ｈｏｃｋｉｎｇ ｅｔ ａｌ．， “Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｖｅｎｏｕｓ ｗａｖｅｆｏｒｍ ａｎａｌｙｓｉｓ ｆｏｒ ｄｅｔｅｃｔｉｎｇ ｈｅｍｏｒｒｈａｇｅ ａｎｄ ｉａｔｒｏｇｅｎｉｃ ｖｏｌｕｍｅ ｏｖｅｒｌｏａｄ ｉｎ ａ ｐｏｒｃｉｎｅ ｍｏｄｅｌ．”， Ｓｈｏｃｋ． ２０１６ Ｏｃｔ；４６（４）：４４７－５２

２） Ｓｉｌｅｓｈｉ ｅｔ ａｌ．， “Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｖｅｎｏｕｓ ｗａｖｅｆｏｒｍ ａｎａｌｙｓｉｓ ｆｏｒ ｄｅｔｅｃｔｉｎｇ ｅａｒｌｙ ｈｅｍｏｒｒｈａｇｅ： ａ ｐｉｌｏｔ ｓｔｕｄｙ．”， Ｉｎｔｅｎｓｉｖｅ Ｃａｒｅ Ｍｅｄ． ２０１５ Ｊｕｎ；４１（６）：１１４７－８

３）Ｍｉｌｅｓ ｅｔ ａｌ．， “Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｉｎｔｒａｖｅｎｏｕｓ ｖｏｌｕｍｅ ａｎａｌｙｓｉｓ （ＰＩＶＡ） ｆｏｒ ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｎｇ ｖｏｌｕｍｅ ｏｖｅｒｌｏａｄ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｈｏｓｐｉｔａｌｉｚｅｄ ｗｉｔｈ ａｃｕｔｅ ｄｅｃｏｍｐｅｎｓａｔｅｄ ｈｅａｒｔ ｆａｉｌｕｒｅ － ａ ｐｉｌｏｔ ｓｔｕｄｙ．”， Ｊ Ｃａｒｄ Ｆａｉｌ． ２０１８ Ａｕｇ；２４（８）：５２５－５３２

４） Ｈｏｃｋｉｎｇ ｅｔ ａｌ．， “Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｉ．ｖ． ａｎａｌｙｓｉｓ （ＰＩＶＡ） ｏｆ ｖｅｎｏｕｓ ｗａｖｅｆｏｒｍｓ ｆｏｒ ｖｏｌｕｍｅ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｕｎｄｅｒｇｏｉｎｇ ｈａｅｍｏｄｉａｌｙｓｉｓ．”， Ｂｒ Ｊ Ａｎａｅｓｔｈ． ２０１７ Ｄｅｃ １；１１９（６）：１１３５－１１４０

他の実施形態では、ＩＶＤＳは、患者を蘇生させながら（例えば、敗血症および／または流体過負荷の周期の間）、集合的に、ＰＶＰ波形によって測定された血行動態パラメータ（例えば、Ｆ０、Ｆ１、またはそれらのある組み合わせと関連付けられる、エネルギーと相関され得る、楔入圧および血液体積）を、ＩＶＤＳ内の他のセンサによって測定されたもの（例えば、ＢＰ、ＳｐＯ_２）とともに処理し、患者の流体ステータスを決定し、流体の送達を事実上認知してもよい。一般に、ＰＶＰ波形およびＩＶＤＳの両方からの情報を使用することによって、臨床医は、命を脅かす条件を特性評価することによって、患者１１をより良好に管理し、その蘇生を誘導することに役立てることができる。

より具体的実施例として、実施形態では、ＩＶＤＳによって測定されたＢＰおよびＳｐＯ_２の値は、ＰＶＰ波形から決定された体積ステータスと組み合わせられ、患者の血流および灌流を推定することができる。これらのパラメータの知識は、ひいては、臨床医が蘇生に応じて送達する必要がある、流体の量の推定値を認知することができる。同様に、ＩＶＤＳによって測定されたＢＰおよびＳｐＯ_２は、ＰＶＰ波形から測定されるＦ０およびＦ１エネルギーの比率とともに、それぞれ、患者の灌流のレベルを示す。それらはまた、数学的「インデックス」において組み合わせられ、本条件をより良好に推定することができる。次いで、これらのパラメータまたはインデックスは、患者が、重症人物におけるさらなる蘇生輸液の必要性を評価するための試験である、「受動的脚部挙上」と呼ばれる技法を受けている間、測定されることができる。受動的脚部挙上は、患者の脚部を挙上させる（典型的には、その能動的参加を伴わずに）ことを伴い、これは、重力に血液を脚部から中心器官の中に引動させ、それによって、心臓に利用可能な循環器系体積（典型的には、「心臓前負荷」と呼ばれる）を静脈貯蔵槽の量に応じて約１５０～３００ミリリットル増加させる。ＩＶＤＳによって測定された前述のパラメータまたはインデックスが、増加する場合、これは、脚部挙上が、患者の中心器官内の灌流を事実上増加させることを示し、それによって、彼らが流体に応答するであろうことを示すことができる。臨床医は、患者に流体のボーラスをＩＶシステムを通して提供し、次いで、ＩＶＤＳによって測定されたパラメータまたはインデックスの増加または減少を監視することによって、類似試験を実施することができる。

実施形態では、臨床研究からの結果と組み合わせられた、単純線形算出方法が、ＩＶＤＳによって発生されたデータを集合的に処理する、モデルを開発するために使用されることができる。他の実施形態では、人工知能および／または機械学習を伴うもの等のより高度な算出モデルが、集合的処理のために使用されることができる。

７．他の実施形態
他の実施形態では、ＩＭＰ、ＰＰＧ、ＰＶＰ、および運動波形の時間および周波数ドメイン分析が、咳嗽、喘鳴等の呼吸事象を区別し、呼吸１回換気量を測定するために使用されることができる。特に、呼吸１回換気量は、ＩＭＰまたはＢＲ波形（図２１Ａに示されるもの等）内の「呼吸脈波」の真下の面積を積分し、次いで、これと所定の較正を比較することによって決定される。そのような事象は、ＩＶＤＳからの情報と組み合わせられ、患者代償不全を予測することに役立ち得る。他の実施形態では、ＩＶＤＳは、バイタルサインおよび血行動態パラメータを決定するために、上記に説明されるアルゴリズムの変形例を使用してもよい。例えば、ＩＭＰおよびＰＰＧ波形内の脈波の信号対雑音比を改良するために、パッチセンサ上で動作する、埋設されたファームウェアが、「ビートスタッキング」と呼ばれる、信号処理技法を動作させることができる。ビートスタッキングを用いることで、例えば、平均脈波が、ＩＭＰ波形からの複数の（例えば、７つの）連続脈波から計算され、これは、境界され、次いで、ともに平均される。ＩＭＰ波形のＡＣ成分の導関数が、次いで、７－サンプル窓にわたって、アンサンブル平均として計算され、次いで、上記に説明されるように使用される。

他の実施形態も、本発明の範囲内である。例えば、ＩＶＤＳ内のセンサを用いて測定された信号の他の成分、特に、ＰＶＰ波形を測定するために使用されるものが、患者を評価するために分析されることができる。

実施形態では、例えば、動脈脈圧（本明細書では「ＰＰ」）が、上記に説明されるように、ＳＹＳおよびＤＩＡから計算され、次いで、分析され、患者の体積ステータスの変化を推定することができ、血液体積が小さいほど、より低い動脈脈圧は低くなり得、血液体積が大きいほど、動脈脈圧は上昇し得る。加えて、静脈系は、血液体積の６０～７０％を貯蔵し、体積貯蔵槽としての役割を果たし、圧力の最小限変化を伴って、体積の大変化に適応し得る、高度に応従性の低圧システムである。ＰＶＰ波形の振幅および形状は、最近の研究において、血管内体積の変化に敏感であることが実証されている。ヒトおよびブタの両方における血管内体積ステータスの変化が、動脈ＢＰ、ＨＲ、および肺動脈拡張期圧力の変化前に、ＰＶＰ波形の変化につながり、ＰＶＰ波形が、標準的バイタルサインより血管内体積の変化により敏感であることを示唆した。

所与の心周期の間の静脈区画のＰＶＰ波形は、その静脈区画内で生じる血液体積変化および静脈区画のコンプライアンスの直接結果である。静脈区画のコンプライアンスは、所与の心周期の間、一定であることが予期され、心周期の持続時間にわたる対応するコンプライアンス値は、所与の静脈区画に関する血液流入および流出によって決定される。したがって、静脈区画のＰＶＰの間、所与の心周期の変化は、所与の心周期の間に生じる、静脈区画内の血液体積の変化の結果である（すなわち、静脈区画の内外に流動する血液から生じる体積変化への正味影響）。解剖学的考慮点および生理学的モデルに基づく引用される研究の結果に基づいて、末梢静脈区画内で検出されたＰＶＰ波形の変化は、各心周期の過程にわたる区画の血液体積の正味変化に起因する。

静脈区画内の周期的血液体積変化（および対応する周期的圧力変化）は、静脈区画の内外の流動の心臓誘発周期的変化から生じるため、静脈区画の血液体積変化は、流入圧力、流出圧力、および管腔内圧の相互作用から生じる。したがって、ＩＶＤＳを用いて測定されるようなＰＶＰ波形からのこれらのパラメータの分析は、患者の血行動態状態に関する情報をもたらし得る。

静脈還流への下流抵抗が、増加すると（例えば、心房収縮の間または三尖弁が閉鎖するとき）、流出圧力は、増加するであろう。これは、所与の静脈区画から隣接する下流静脈区画の中への血流の低減（いったん近位静脈区画弁が閉鎖すると、最終的停止）を引き起こす。同時に、隣接する上流区画から静脈区画の中への血流は、継続するが、また、減少（いったん近位静脈区画弁が閉鎖すると、最終的に停止）するであろう。これらの２つの作用の正味影響は、（ＰＶＰセンサが位置する）静脈区画内の血液体積を増加させ、その壁を外向きに膨張させ、管腔内圧を増加させるであろう（ＰＶＰ波形の立ち上がりに対応する）。静脈区画内のピーク管腔内圧は、圧力が流出圧力を上回る状態になる直前に生じるであろう。

対照的に、静脈還流に対する下流抵抗が、減少すると（例えば、心房弛緩の間または三尖弁が開放するとき）、流出圧力は、減少するであろう。これは、所与の静脈区画から隣接する下流静脈区画の中への血流の増加（いったん近位静脈区画弁が閉鎖すると、最終的停止）を引き起こす。同時に、隣接する上流区画から静脈区画の中への血流は、増加し始める（いったん近位静脈区画弁が閉鎖すると、最終的に停止）であろう。これらの２つの作用の正味影響は、（ＰＶＰセンサが位置する）静脈区画内の血液体積を減少させ、その壁が反跳し、管腔内圧が減少することを可能にするであろう（ＰＶＰ波形の立ち下がりに対応する）。静脈区画管腔内圧最下点は、管腔内圧が流出圧力未満状態になる直前に生じるであろう。

要するに、静脈区画から測定されるＰＶＰ波形は、ｉ）心房体積、故に、心房圧を改変し、ひいては、静脈還流（すなわち、所与の末梢静脈区画のための静脈流出量）を決定付ける、右心のサイクル、ｉｉ）隣接する上流静脈区画から隣接する下流静脈区画の中への血流（すなわち、所与の末梢静脈区画のための静脈流入量）、およびｉｉｉ）静脈緊張度の変化によって影響され得る、その静脈区画内の静脈壁のコンプライアンスに大きく依存する。全ての組み合わせは、ＰＶＰ波形の振幅および形状を定義する。

循環血液量減少（例えば、血液損失、脱水）は、ＰＶＰ波形の振幅を低減させることが示されている。これらの所見に関する潜在的機構は、低動脈血流を含み、毛細管に給送する血圧は、より低い静脈流入量および圧力につながり、より低速および／または低減された静脈充填を引き起こし、より漸次的上り傾きおよび／またはより低いピーク静脈圧を引き起こし得る。最初に、循環血液量減少は、静脈流入（上流）圧力を静脈流出（下流）圧力より降下させ得る。これは、静脈区画から外への血流に関して、低減された圧力勾配に起因して、ＰＶＰ波形のより漸次的下り傾きにつながり得る。循環血液量減少に応答した血管収縮は、血管収縮が静脈より動脈に影響を及ぼす場合、本影響を悪化させる場合がある。

より低い静脈流入（上流）圧力はまた、より低速の静脈充填率が、右心房が、弛緩するか、または三尖弁が、開放するかのいずれかが生じ、下流静脈が空になり始めることを可能にする前に、区画が最大潜在的管腔内圧／膨張に到達することを可能にしない場合、ＰＶＰのより漸次的上り傾きにつながり得る。

末梢静脈コンパートメントから中心静脈コンパートメントまでの血流が、低下するにつれて、低減された下流静脈圧は、末梢静脈区画内で達成され得る最大圧力変化が低減されるように、流出圧力を降下させ得る。

絶対血液体積を変化させなくても、血管運動神経緊張度を減少させることは、絶対循環血液量減少のものに類似するいくつかの血行動態変化を伴って、循環血液量減少をシミュレートする（例えば、静脈還流を発生させる、応力がかけられた循環器系体積を低減させることによって低減された中心圧力、低減された静脈流入圧力につながり得る、低減された平均動脈圧および潜在的に低減された心拍出量、および低減された静脈管腔内圧）。より低い静脈緊張度はまた、より多くの体積が、脈管直径が増加されると、静脈区画の内圧を増加させるために要求されるため、ＰＶＰ波形のより漸次的立ち上がりおよび立ち下がりにつながり得る。同様に、増加された静脈緊張度は、真逆の影響、すなわち、静脈区画ＰＶＰ波形のより急峻な立ち上がりおよび立ち下がりにつながり得る。

要するに、ＰＶＰ波形の振幅および形状は、主に、右心の周期的収縮－弛緩によって駆動される、下流または中心静脈体積／圧力変化における変化の結果として、血液流入および血液流出の相互作用から生じる、静脈区画（ＰＶＰセンサが位置する）の体積の変化を反映させる。測定されたＰＶＰ波形は、絶対血液体積より近似的に有効血管内体積（「応力がかけられた体積」または静脈還流および心拍出量に寄与する体積）を反映させる可能性が高い。

他の実施形態も、本発明の範囲内である。例えば、上記に説明されるもの以外の（またはそれに加え）信号処理技法も、ＰＶＰ波形を処理し、ＰＶＰ－ＡＣおよびＰＶＰ－ＤＣ信号成分、特に、ＰＶＰ－ＡＣ成分の信号対雑音比を単離および改良することができる。１つのそのような信号処理技法は、「ウェーブレット分解」と称され、ウェーブレット変換に基づく前述の技法に関連する。ウェーブレット分解アルゴリズムは、それぞれ、異なる周波数（通常、相互からオクターブ）で生じる、「ウェーブレット」の集合を用いて、ＰＶＰ－ＡＣ信号を近似させる。アルゴリズムは、所望の信号内に理論的に存在する、ある明確に定義された周波数のウェーブレットのみを選択し、次いで、これらを再び組み合わせ、ＰＶＰ－ＡＣ信号を近似させる。ウェーブレット分解は、多くの場合、帯域通過および低域通過フィルタにおいて一般に使用される、無限インパルス応答（本明細書では「ＩＩＲ」）フィルタ等の従来の信号処理技法に優る様式において、心臓および呼吸脈波を示す、再構成されたＰＶＰ－ＡＣ信号をもたらすことができる。加えて、ウェーブレット分解は、典型的には、特に、ポンプ活動に起因する圧力変動、すなわち、「ポンプ雑音」が、存在し、ＰＶＰ－ＡＣ信号と比較して、類似周波数成分を特徴するとき、ＰＶＰ－ＡＣ脈波を単離する際に効果的である。

ＰＶＰ－ＡＣ信号の信号対雑音比をさらに増加させることに照準を当てる、他の実施形態では、静脈カテーテルを変圧器に結合するために使用される管類が、最適化されてもよい。例えば、静脈カテーテルにおいて使用される典型的には医療グレードの管類の硬度（例えば、堅度）は、約５０～５５ショアＡである。従来の動脈ラインのために使用される管類の硬度と一貫するように、これを約２５％増加させることは、それらが、最小限の損失を伴って、管類内で事実上伝搬し、より容易に検出されるように、高周波数ＰＶＰ－ＡＣ脈波の伝導性を増加させる。関連実施形態では、管類内の「流体柱」が、加圧され（例えば、管類に接続される、生理食塩水で充填される外部の加圧されたＩＶバッグを使用して）、ＰＶＰ－ＡＣ信号の管の伝導性をさらに増加させてもよい。

ＰＶＰ信号を分析する１つの目的は、患者の体積ステータス、より具体的には、患者が流体に応答するであろう方法を推定することである。より具体的には、患者が、１回拍出量（例えば、流量）対前負荷（例えば、血液体積）をプロットする、Ｆｒａｎｋ－Ｓｔａｒｌｉｎｇ曲線上で「低下」する場所を決定することが有用であり得る。曲線上で比較的に「低」である、患者は、流体に優先的に応答する可能性が高く、その１回拍出量が、体積の増加に伴って増加し、これが、ひいては、流体を増加させることによって促進され得ることを意味するであろう。逆に言えば、曲線上で比較的に「高」である、患者は、体積が増加されると、流動の増加を殆ど示し得ない。したがって、増加された体積は、患者を鬱血性心不全等の有害な鬱血性状態にもたらし得る。

この目的を達成するために、ＰＶＰ－ＡＣ信号の分析は、患者が注入される流体に対して行うであろう応答性を示す、計測値をもたらし得る。これは、例えば、ＰＶＰ－ＡＣ信号からの心臓および呼吸成分の分析を含み得、信号は、最初に、上記に説明されるように、ウェーブレット分解を使用して処理され、次いで、結果として生じる信号をＦＦＴまたはＩＩＲフィルタに基づくアプローチを用いて処理し、心臓および呼吸成分の両方の相対的大きさを評価する。典型的には、例えば、患者は、心臓成分の大きさが呼吸成分と比較して比較的に小さいとき、流体に応答するであろう（例えば、そのＳＶは、続いて、増加するであろう）。そのようなデータ（典型的には、臨床研究の間に収集される）を使用することによって、本発明の実施形態は、流体に対する患者の応答度を示す、単純「インデックス」を特徴としてもよい。そのようなインデックスは、例えば、数値（例えば、１～１０のスケール）、比色分析（例えば、流体を必要とする患者を示すための「赤色」と、流体を必要としない患者を示すための「緑色」とを使用する）、または何らか均等物であってもよい。

さらに他の実施形態では、患者の流体体積および／または応答度を推定するためのインデックスまたは他の好適な計測値は、ＰＶＰ信号の平均値（本明細書では「ＰＶＰ－平均」）に基づいてもよく、これは、ＰＶＰ－ＤＣに同等である。ＰＶＰ－平均は、ＰＶＰ信号の平均圧力を示す。これは、常時、患者から提示され、主に、患者の心臓または呼吸作用に関連する発振成分を欠いているため、処理が比較的に容易であるという利点を有する。本明細書に説明されるシステムを用いた臨床研究は、ＰＶＰ－平均が、例えば、下半身負圧（本明細書では「ＬＢＮＰ」）臨床プロトコルを用いて評価されるとき、患者の流体に対する応答度を追跡することを示す。ＬＢＮＰは、出血の代用としての役割を果たす、実験手法であって、ＬＢＮＰの間、対象の下肢は、体系的に変化する真空に暴露される。本プロセスは、出血に類似する様式において、流体を対象の胴体から引動させる。真空が、解放されると、血液および他の流体は、対象の胴体の中に急速に戻り、これは、血液を患者に戻るように輸血することに類似する。本明細書に説明されるシステムを使用して、健康な対象に適用されるＬＢＮＰ手法の驚くべき結果は、ＰＶＰ－平均が、ＰＶＰ－ＡＣの心臓成分とともに、ＬＢＮＰ真空の増加に伴って体系的に増加され、次いで、いったん真空が解放されると、正常値に急速に戻ることであった。したがって、ＰＶＰ－平均自体を含む、または代替として、ＰＶＰ－ＡＣから抽出される成分と組み合わせられる、インデックスが、本発明に従って、患者の流体に対する応答度を示す、インデックスを提供するために使用されることができる。

本発明のさらに別の側面では、「信号品質インデックス」（本明細書では「ＳＱＩ」）が、上記に説明されるパラメータ（例えば、ＰＶＰ－ＡＣおよびその中の信号成分、すなわち、ＰＶＰ－平均）と併用され、同等のインデックスを発生させてもよい。ＳＱＩは、典型的には、ＰＶＰ－ＡＣ信号内の心臓成分の分布率を示す、計測値であって、低ＳＱＩは、低心臓成分量を示す一方、高ＳＱＩは、高心臓成分量を示す。したがって、低ＳＱＩ値は、典型的には、流体を必要とする患者を示す一方、高ＳＱＩ値は、典型的には、適正な流体を伴う患者を示す。

本発明のさらに他の実施形態では、本明細書に説明されるＰＶＰ監視構成要素は、他の患者装着型センサに結合されてもよい。例えば、患者は、静脈カテーテルを定位置に保持し、同時に、静脈から静脈穿刺部位の近傍の第３の空間の中へのＩＶ「浸潤」によって送達される流体または投薬療法物の程度を監視する、包帯または接着性ラップを含んでもよい。包帯によって測定された信号は、本明細書に説明されるように、ＰＶＰ－ＡＣ信号をより良好に処理するために使用されてもよい。逆に言えば、ＰＶＰ－ＡＣ信号の存在は、静脈カテーテルが、実際に、患者の静脈内の適切に存在することを示し、したがって、患者に送達される流体および／または投薬療法物がその第３の空間の中に浸潤しているかどうかを決定するために、包帯によって発生された信号と併用されてもよい。

本発明のこれらおよび他の実施形態は、以下の請求項の範囲内であると見なされる。

Claims (20)

1. 動脈血圧値を患者から決定するためのシステムであって、
   前記患者の静脈系の中に挿入するように構成されるカテーテルと、
   前記カテーテルに接続され、前記患者の静脈系内の圧力を示す生理学的信号を測定するように構成される圧力センサと、
   処理システムであって、前記処理システムは、ｉ）前記生理学的信号を前記圧力センサから受信し、ｉｉ）前記生理学的信号をアルゴリズムを用いて処理し、前記動脈血圧値を決定するように構成される、処理システムと
   を備える、システム。
2. 前記処理システムはさらに、呼吸成分を前記生理学的信号からフィルタ除去し、前記動脈血圧値を決定するアルゴリズムを動作させるように構成される、請求項１に記載のシステム。
3. 前記アルゴリズムはさらに、帯域通過フィルタを動作させ、呼吸成分を前記生理学的信号からフィルタ除去するように構成される、請求項２に記載のシステム。
4. 前記アルゴリズムはさらに、ウェーブレットに基づいて、フィルタを動作させ、呼吸成分を前記生理学的信号からフィルタ除去するように構成される、請求項２に記載のシステム。
5. 前記処理システムは、直接、前記患者に取り付けるように構成されるエンクロージャによって封入される、請求項１に記載のシステム。
6. 前記処理システムはさらに、運動検出センサを備える、請求項１に記載のシステム。
7. 前記運動検出センサは、加速度計およびジャイロスコープのうちの１つである、請求項６に記載のシステム。
8. 前記処理システムはさらに、信号を前記運動検出センサから受信し、それらを処理し、前記患者の運動度を決定するように構成される、請求項６に記載のシステム。
9. 前記処理システムはさらに、集合的に、前記患者の運動度および前記生理学的信号を処理し、前記動脈血圧値を決定するように構成される、請求項８に記載のシステム。
10. 前記処理システムはさらに、信号を前記運動検出センサから受信し、それらを処理し、前記患者と関連付けられる身体部分と関連付けられる相対的高さを決定するように構成される、請求項６に記載のシステム。
11. 前記身体部分は、前記患者の腕である、請求項１０に記載のシステム。
12. 前記処理システムはさらに、集合的に、前記患者と関連付けられる身体部分と関連付けられる前記相対的高さおよび前記生理学的信号を処理し、前記動脈血圧値を決定するように構成される、請求項１０に記載のシステム。
13. 前記処理システムはさらに、較正血圧値を外部源から受信するように構成される、請求項１に記載のシステム。
14. 前記処理システムはさらに、前記較正血圧値を前記生理学的信号を用いて処理し、前記動脈血圧値を決定するように構成される、請求項１３に記載のシステム。
15. 前記外部源は、血圧カフおよび動脈カテーテルのうちの１つである、請求項１４に記載のシステム。
16. 前記処理システムはさらに、静脈血圧と動脈血圧との間の患者特有の関係を、前記較正血圧値および前記生理学的信号とともに処理し、前記動脈血圧値を決定するように構成される、請求項１４に記載のシステム。
17. 前記処理システムはさらに、前記生理学的信号を処理し、静脈血圧と動脈血圧との間の前記患者特有の関係を決定するように構成される、請求項１６に記載のシステム。
18. 前記処理システムはさらに、前記患者に対応する生体測定情報を処理し、静脈血圧と動脈血圧との間の前記患者特有の関係を決定するように構成される、請求項１６に記載のシステム。
19. 動脈血圧値を患者から決定するためのシステムであって、
    前記患者の静脈系の中に挿入するように構成されるカテーテルと、
    前記カテーテルに接続され、前記患者の静脈系内の圧力を示す生理学的信号を測定するように構成される圧力センサと、
    運動信号を測定するように構成される運動センサと、
    処理システムであって、前記処理システムは、ｉ）前記生理学的信号を前記圧力センサから受信し、ｉｉ）前記運動信号を前記運動センサから受信し、ｉｉｉ）前記運動信号を、それらと所定の閾値を比較することによって処理し、前記患者が比較的に低運動度を有するときを決定し、ｉｖ）前記生理学的信号を処理し、前記動脈血圧値を決定するように構成される、処理システムと
    を備える、システム。
20. 動脈血圧値を患者から決定するためのシステムであって、
    前記患者の静脈系の中に挿入するように構成されるカテーテルと、
    前記カテーテルに接続され、前記患者の静脈系の圧力を示す生理学的信号を測定するように構成される圧力センサと、
    運動信号を測定するように構成される運動センサと、
    処理システムであって、前記処理システムは、ｉ）前記生理学的信号を前記圧力センサから受信し、ｉｉ）前記運動信号を前記運動センサから受信し、ｉｉｉ）前記運動信号を処理し、前記患者と関連付けられる身体部分と注入システムとの間の相対的高さを決定し、ｉｖ）前記生理学的信号および前記相対的高さを処理し、前記動脈血圧値を決定するように構成される、処理システムと
    を備える、システム。

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