JP4296199B2 - 血圧測定器の膨張式カフの内圧を制御するための装置および方法 - Google Patents

Description

本発明は、プレチスモグラフセンサ手段を有し、プレチスモグラフ信号ＰＧとカフ圧力信号ＢＰとが検出される血圧測定器の少なくとも１つの膨張式カフ、好ましくはフィンガーカフの内圧を制御するための装置および方法に関する。

科学者および研究者らは長年、非観血的（非侵襲的）方法による動脈血圧の連続的検出に取り組んできている。すでに１９４２年にアール・ワグナー（Ｒ．Ｗａｇｎｅｒ）、ミュンヘン、は撓骨動脈においていわゆる“Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｕｎｌｏａｄｉｎｇ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ”− 血管壁緊張除去法 − を用いて動脈血圧を記録し得る機械システムを紹介した（ワグナー アール（Ｗａｇｎｅｒ Ｒ）“ヒトの連続的血圧記録の方法および結果［Ｍｅｔｈｏｄｉｋ ｕｎｄ Ｅｒｇｅｂｎｉｓｓｅ ｆｏｒｔｌａｕｆｅｎｄｅｒ Ｂｌｕｔｄｒｕｃｋｓｃｈｒｅｉｂｕｎｇ ａｍ Ｍｅｎｓｃｈｅｎ］”、Ｌｅｉｐｚｉｇ、Ｇｅｏｒｇ Ｔｈｉｅｍｅ Ｖｅｒｌａｇ、１９４２； ワグナー アール（Ｗａｇｎｅｒ Ｒ．）ほか“ヒトの血圧の連続的記録を行うための簡易な方法［Ｖｅｒｅｉｎｆａｃｈｔｅｓ Ｖｅｒｆａｈｒｅｎ ｚｕｒ ｆｏｒｔｌａｕｆｅｎｄｅｎ Ａｕｆｓｃｈｒｉｆｔ ｄｅｓ Ｂｌｕｔｄｒｕｃｋｅｓ ｂｅｉｍ Ｍｅｎｓｃｈｅｎ］”、Ｚｓｃｈｒ．Ｂｉｏｌ．１１２、１９６０）。１９７３年にジェイ・ペナス（Ｊ．Ｐｅｎａｚ）、ドレスデン、によって紹介された血圧の非観血的測定を行うための方法（第１０回・国際医学・生物工学会議要録［Ｄｉｇｅｓｔ ｏｆ ｔｈｅ １０ｔｈ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ｍｅｄｉｃａｌ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ］、１９７３ Ｄｒｅｓｄｅｎ）も同じくＶａｓｃｕｌａｒ Ｕｎｌｏａｄｉｎｇ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅを利用している。これにより初めて、たとえ短いものでしかなかったにせよ、電気空気制御ループ（回路）を用いて動脈内血圧の連続的記録を行うことが可能となった。この方法において、指に光が透光され、透光によって記録された本来脈動的な流れが定維持されるように、サーボ制御によって指に圧力が印加される。

この方法は原理的に以下の制御ループを提示している：動脈が存在する人体の四肢たとえば指、手首または側頭部が光源によって透光される。この四肢（たとえば指）を透過するかまたは四肢にある骨によって反射（たとえば手首、側頭部）される光は適切な光検出器によって記録されると共に四肢の血量の反転尺度を表している（プレチスモグラフ信号ＰＧ）。四肢の血量が多ければ多いほど、多くの光が吸収され、プレチスモグラフ信号ＰＧは小さくなる。ＰＧは差動増幅器によってその平均値が取り除かれて、制御器に与えられる。Ｐｅｎａｚの場合には、この制御器はいわゆる比例［Ｐｒｏｐｏｒｔｉｏｎａｌ］・積分［Ｉｎｔｅｇｒａｌ］・微分［Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ］（ＰＩＤ）特性を有している。ＰＩＤ制御器によって形成された調整値は増幅されて、動作点（Ｓｅｔｐｏｉｎｔ ＳＰ）に加算され、光によって透過された四肢に作用するカフ内部の圧力を生み出すサーボ弁または比例弁に与えられる。制御条件はプレチスモグラフ信号ＰＧが一定時間にわたって印加圧力によって定維持されるように定められる。収縮期において心臓が多くの血液を四肢に送出し、ＰＧが低下する傾向を示す場合には、ＰＩＤ制御器はその調整値を引上げ、カフ内の圧力は余分な血液が押し出されてＰＧが再び平衡させられるまで上昇する。逆に、拡張期において、心臓が充填相にあるため、四肢に流れ込む血量が少なくなり、したがって、ＰＧが上昇する場合には、ＰＩＤ制御器はその調整値を引下げ、これによって指に印加される圧力を低減させる。したがって、プレチスモグラフ信号ＰＧはコンスタントのままである。ＰＧと共に四肢の血量が一定時間にわたってコンスタントのままであるというこの制御条件によって、動脈内圧力と外側の印加圧力との間の圧力差（いわゆる経壁圧）はゼロに等しい。したがって、外側の印加圧力つまりカフ圧力ＢＰは四肢の動脈内圧力に一致している。これは、それゆえ、圧力センサないしマノメータによって間接的に測定することができる。

上記のＰｅｎａｚ法の記述において、制御ループはいわゆる“クローズドループ”モードにある。ただし、制御ループは開放されることも可能であり（オープンループ）、その際には、ＰＩＤ制御器の調整値は動作点（Ｓｅｔｐｏｉｎｔ；ＳＰ）に加算されない。それゆえ、カフ内の圧力はプレチスモグラフ信号ＰＧとは無関係であり、動作点ＳＰによってプリセットされる。この運転モードにおいて四肢での最適なＳＰが求められる。このＳＰは、Ｐｅｎａｚによれば、四肢の平均動脈血圧に一致しておりかつＰＧの脈動は最大であることを特徴としている。

このフォトプレチスモグラフ法は血圧測定のためのその他のいくつかの方法と装置に採用された。欧州出願公開第０ ５３７ ３８３号（特許文献１）は非侵襲的な連続的血圧検査のための膨張式フィンガーカフを開示している。膨張式の円筒状スペースは流体源と空気圧連結されている。赤外線光源と検出器とは、固定された円筒状スペース内において指の両側に配置されている。さらに、円筒状スペースにガスを満たすための弁が備えられている。赤外線光源用の電気ケーブルは円筒状スペースを貫いて布設されている。米国特許第４，５１０，９４０号（特許文献２）および米国特許第４，５３９，９９７号(特許文献３)の各明細書は血圧の連続的な非侵襲的測定を行うための装置および方法を開示している。流体充填カフ、光源、光検出器および差圧増幅器が備えられている。血圧測定のための類似の装置は米国特許第４，４０６，２８９号(特許文献４)からも公知である。
連続的な非侵襲的血圧測定器を対象とした国際公開第００／５９３６９号(特許文献５)から、比例弁ないし圧力発生システムの改善が公知であり、また前記文献には、さまざまな四肢部位用の加圧カフの種々の実施形態も開示されている。

公知の方法および装置はすべて、一部の点で、カフ、比例弁、設定点ＳＰの決定、等々に関する大幅な改善に関係しているとはいえ、本来のＰｅｎａｚ測定法との間に一つの共通点、つまり、制御器たとえばＰＩＤ制御器による“クローズドループ”モードでの比較的簡単な制御ループ、を有している。Ｐｅｎａｚによって記載された制御ループは制御技術への一つのチャレンジを示している。それぞれ固有の外乱を有する以下の独立したシステムが制御列の一部である：
− 圧力源（ポンプ）と比例弁とによる圧力発生―ポンプ圧力と弁漏れは変化し得る。
− 圧力チャンバ、カフならびに、四肢の組織による動脈血管システムへの圧力伝達。
− 心臓運動に起因する脈動的な血流変動、Ｐｅｎａｚ法に基づくカフ圧力によって補償さるべき本来の外乱。
− 動脈血管は、四肢として指が使用される場合には、いわゆる抵抗血管である。これは動脈の直径、およびそれと共に血量も、植物神経系を介して血管平滑筋により拡張（血管拡張）および縮小（血管収縮）させられることを意味している。
− 光発生・検出システム。外乱は、この場合、構成部品許容差のほかに、とりわけプレチスモグラフ信号ＳＧに対する周囲光の影響である。
− ＰＧの平均値除去。
− 構成部品変動、電子的・機械的影響によるその他の外乱。
これらの因子は、オープンループモードでの最適な検出設定点ＳＰの場合でさえ、Ｐｅｎａｚ法による比較的長期にわたる連続的な血圧測定の実施をほとんど不可能にする。

特許文献２において、これらの短所の除去が試みられた。前記文献には、オープンループモードが周期的に中断されて、クローズドループモードでＳＰが新たに検出される、長期的な血圧測定方法が開示されている。したがって、この方法は一つの妥協を表すものでしかなく、最適なＳＰの周期的な探索中に血圧変動は検出されないという短所を有している。

欧州出願公開第０５３７３８３号明細書 米国特許第４,５１０,９４０号明細書 米国特許第４,５３９,９９７号明細書 米国特許第４,４０６,２８９号明細書 国際公開第００／５９３６９号明細書

本発明の課題は、冒頭に述べた方法および装置を出発技術として、プレチスモグラフ信号ＰＧとカフ圧力信号ＢＰとが検出される血圧測定方法のための、改善された制御方法ないし前記方法を実施するための適正な装置を提案することである。これは特に長期におよぶ連続した間接的血圧測定を実現しようとするものである。

前記課題は本発明では、
ａ）第一の内側制御ループにおいてカフ圧力信号ＢＰは制御量として使用されて、第１入力信号として差動増幅器に与えられ、
ｂ）第二の外側制御ループにおいてプレチスモグラフ信号ＰＧはその平均値ＰＧaveが取り除かれて、制御器、好ましくはＰＩＤ制御器に与えられて動作点信号ＳＰに加算され、こうして目標値信号ＳＷが発生させられ、この目標値信号は第２入力信号として差動増幅器に与えられ、かつ
ｃ）差動増幅器の出力信号ＡＳによって、圧力源と連結された少なくとも１つの弁、好ましくは比例弁がカフ内圧力の調節のために制御されることによって解決される。

プレチスモグラフ信号ＰＧを検出するためのプレチスモグラフセンサ手段と、カフ圧力信号ＢＰを検出するための圧力センサとを有する血圧測定器の少なくとも１つの膨張式カフ、好ましくはフィンガーカフの圧力を調節するための装置は、差動増幅器に作用する２つの制御ループが備えられ、その際第一の内側制御ループはカフ圧力信号ＢＰを第一の制御量として使用し、第二の外側制御ループは制御器、好ましくはＰＩＤ制御器を有し、前記制御器はプレチスモグラフ信号ＰＧから目標値ＳＷを第二の制御量として発生させ、差動増幅器は出力側において、圧力源と連結された少なくとも１つの弁、好ましくはカフ内圧力を調節するための比例弁を制御することを特徴としている。第二の制御ループは、プレチスモグラフ信号ＰＧをその平均値ＰＧaveから減算するそれ自体公知の差動増幅器ならびに、動作点信号ＳＰを加算する加算ユニット（１３）を備えている。

本発明は、連続的な血圧の長期間接測定を保証する新規の制御方法を開示している。制御システムは電子回路として構成することも、実質的に、プログラム・データメモリを有したコンピュータで実施することも可能である。周辺制御ループは好ましくはコンピュータにプログラム論理として構築することが可能であり、圧力発生システムのドライバまたは光発生・検出システムを含む迅速な内側制御ループは好ましくは電子回路として構築される。プログラム論理と電子回路との間の厳密な区分は本発明では限定していない。

発明主題の基本的原理は、正確に定められる制御列の時間的特性およびパラメータ（迅速な圧力造成および解消、個々の心周期の全体にわたる経壁圧の平衡、中期的変動、長期的ドリフト）のために好ましくは同心配置された専用の制御ループを設けることにある。同心とは、この場合、内側制御ループは制御列の一定の時間的特性ないしパラメータにかかわり、そのすぐ外側の制御ループに対して、これらのそれぞれの時間的特性にとっての理想化された条件を供するとのことを意味している。このすぐ外側の制御ループは今や再び、そのすぐ次の外側制御ループのための内側制御ループであってよい。内側にある制御ループほど迅速な制御プロセスにかかわり、外側にある制御ループほど制御システムの長期的安定性にかかわっているのが好ましい。さらに、一定の固有量（たとえば、カフ内の圧力、光検出システム、平均値除去、等々）のために、それぞれの外乱に対して最適化された制御パラメータを有する専用の制御ループが備えられていてもよい。これらの制御ループは必ずしも上記の趣旨で同心配置されていなくてもよい。

以下、図面を参照して本発明を詳細に説明する。
図１は、略図化された血圧測定器の膨張式フィンガーカフ６の内圧を制御するための装置を示している。制御装置は、第一のループである内側制御ループ１から目標値信号ＳＷが与えられる第二のループである外側制御ループ２を備えている。内側制御ループ１は、差動増幅器（好ましくは演算増幅器）１０と、圧力源たとえばポンプ４から圧力が供給される比例弁３と、カフ６に連結された圧力チャンバ５と、圧力チャンバ５ないしカフ６内に発生した圧力をカフ圧力に比例した電気信号ＢＰに変換する圧力センサ７とを有している。四肢Ｅにおける動脈内血圧推移に一致したこの電気信号ＢＰは差動増幅器１０に与えられ、ここで第一の内側制御ループ１は閉じられている。差動増幅器１０はその出力電圧ＡＳを、その＋入力と−入力との間の電圧がゼロに等しくなるように設定されている。したがって、差動増幅器１０はカフ６内の圧力を比例弁３を介して、圧力センサ７で検出された電圧が目標値ＳＷと一致するように機能する。第二の外側制御ループ２は、プレチスモグラフセンサ手段８，９のプレチスモグラフ信号ＰＧの一定維持に必要な、四肢（たとえば、指）の実際の圧力に一致した目標値ＳＷを設定する。外側制御ループ２は、比例弁３と、ポンプ４と、圧力チャンバ５と、カフ６と、圧力センサないしマノメータ７とから成る圧力発生システムの固有な特性にはかかわりがなく、実質的に、プレチスモグラフセンサ手段、つまり、四肢Ｅにおける血量を公知の方法で測定する光源８（好ましくはＬＥＤ）と光検出器９（好ましくはフォトダイオード）と、信号ＰＧをその平均値ＰＧaveから減算する差動増幅器１１と、制御パラメータつまり比例増幅Ｐ、積分増幅Ｉ、微分増幅Ｄのいずれか又はこれらの組み合わせたものに基づく制御器１２とから成っている。外側制御ループ２は、プリセットされる動作点信号ＳＰに制御信号を加算して内側制御ループ１の目標値ＳＷを設定する加算ユニット１３を経て閉じられている。

図１に簡単に表した本発明による制御方法は、冒頭に述べた方法に比較して、内側制御ループ１は急速な圧力変動に対して最適化され、外側制御ループ２は今やもっぱらプレチスモグラフ信号ＰＧの補償にかかわっているという利点を有している。したがって、それぞれの制御パラメータはそれぞれの目的のために最適化されることができる。後でもっと詳細に述べるもう一つの相違は、この場合オープンループモードとクローズドループモードとの間に一義的な限界区分が存在しないという事実である。オープンループモードは、本発明による方法において、ＰＩＤ制御器１２のループ増幅Ｐ、ＩおよびＤがゼロに設定される場合に作り出される。これらのパラメータのそれ以外のすべての設定は制御ループ２をクローズドループとする。

システムの長期的な変動も補償しようとする場合には、それぞれその他の固有の目的にかかわるさらにその他の制御ループを付け加えることが可能である。血圧記録（クローズドループモード）の間に一定の時間的変動（緩慢な中長期的ドリフト、ただし、より急速な圧力変動も）を補償する制御ループは好ましくは当初に述べた趣旨において同心的に取り付けられる。本来の測定のための一定の初期値（初期値ＳＰ、Ｐ、ＩおよびＤ、光検出システムの設定、ＰＧの平均値除去など）を定める制御ループないし方法は必ずしも同心的に設けられている必要はない。

図２は図１に示した基本回路の２つの制御ループ１および２の拡張可能性を示したものである。ここに挙げた制御ループ１６〜２１は必ずしもすべて使用される必要はなく、また順序も変更されてよい。図２に示した図解は同心制御ループの原理を具体的に示し、かつ、従来の技術に対する新規性を示そうとするものである。ただし、システム全体に対して他に比べてより高い頻度で介入し、それゆえ、他に比べてより急速な変更にかかわる制御ループは他に比べてより内側に位置させるのが好ましい。

制御ループ１と２とを有する図１に示した制御ループは、図２において、マイコン１４として表されており、入力パラメータＳＰ、ＰＧave、Ｐ、ＩおよびＤならびに出力パラメータＢＰとＰＧとを有している。米国特許第４，５１０，９４０号明細書に記載されているように、オープンループモードの新たな初期条件を定めるために、測定を中断する必要なしに、今やマイコン１４を中心としてさらにその他の同心制御器を組み込むことができる。従来技術として引用した米国特許第４，５３９，９９７号明細書において極めて形式的ではあれ確かに第一と第二の制御ループにも言及されているが、ただしそこでは、本発明とは異なって、ＰＩＤ制御器を有した公知のクローズドループ制御ループならびに制御器なしのオープンループ制御ループが考慮されている。

本発明によりカフ圧力信号ＢＰは収縮期−拡張期検出器に与えられ、前記検出器の出力信号はさらに以下に述べる制御ループ３〜８のうちの少なくとも１つの制御ループにおいて制御量として使用される。一定の制御ループにとって必要な血圧の収縮期ないし拡張期の時点はこの検出器によって認識される。

たとえば本発明により、第三の制御ループ（平均値補正ユニット１６）において平均値ＰＧaveはプレチスモグラフ信号ＰＧから算定されて、第二の制御ループの入力量として連続的に補正される。この制御器はＰＧの平均値を算定し、これは場合により第二の制御ループのＰＧave入力に与えられて制御に利用される。

本発明の１つの実施形態において、第四の制御ループ（増幅制御ユニット１７）において増幅パラメータＰ、Ｉ、Ｄのいずれか又はその組み合わせたものはプレチスモグラフ信号ＰＧとカフ圧力信号ＢＰとに基づいて最適化されて、ＰＩＤ制御器１２の入力量として連続的に補正される。この制御ループは第二の制御ループのループ増幅Ｐ、ＩおよびＤのチェックおよび場合により補正に利用される。そのため、カフ圧力信号ＢＰとプレチスモグラフ信号ＰＧとの間の比は連続的にチェックされて、最適化される。

本発明の好適な１つの実施形態において、第五の制御ループ（リング積分ユニット）１８において動作点信号ＳＰはプレチスモグラフ信号ＰＧの積分に応じて調整される。この場合、２つの拡張期の間のＰＧの積分値が計算される。調節・制御が連続的に行われているとはいえ、小さなＰＧ信号が制御差として存在することは言うまでもなく、したがって、この信号の積分も計算することが可能である。システム全体の制御条件はプレチスモグラフ信号ＰＧが印加圧力によってコンスタントに保たれることを要求することから、ＰＧの積分も一定時間ないし１つの心周期にわたってコンスタントでなければならない。そうでない場合には、制御ループ１８はシステムに介入し、設定点ＳＰの変更によって印加圧力を変更する。

本発明の１つの実施形態において、第六の制御ループ（ファジー制御ユニット１９）において動作点信号ＳＰはプレチスモグラフ信号ＰＧとカフ圧力信号ＢＰから導出される量、たとえば振幅、平均値、信号形状などに基づいて、ファジー論理式を用いて調整される。ファジー制御ユニット１９は、収縮期−拡張期検出器１５によって分離されたそれぞれ新たな心周期を先行心周期と比較する。この場合、双方の信号ＢＰとＰＧとがチェックされる。今や、ファジー論理により、たとえば以下のファジー構文を定式化することができる：
− ＢＰないしＰＧは（非常に）大きく／小さくなった。それゆえＳＰは上／下に制御される。
− 平均圧力と圧力振幅との比は大きく／小さくなった。それゆえＳＰは上／下に制御される。
− 平均圧力と拡張期圧力との比は大きく／小さくなった。それゆえＳＰは上／下に制御される。
− 等々。

本発明により、第七の制御ループにおいて動作点信号ＳＰはカフ圧力信号ＢＰのパルス波形に応じて再調節される。制御器２０“波形制御ユニット”は同じく、収縮期−拡張期検出器１５によって分離されたそれぞれ新たな心周期を先行心周期と比較し、その際、カフ圧力信号ＢＰの形状がチェックされ、先行心周期のパルス波形と比較される。パルス波の形状は周知のように患者ごとに異なっており、どの患者も、固有の指紋を持っているのと同様に、ほぼ固有のパルス波形を有している。パルス波の形状は大小の血管の状態に依存しておりかつ経年変化するが、血圧測定中に変化することはない。この特性はカフ圧力の制御にも利用することができる。パルス波形が一定時間にわたって変化する場合には、生理的な血管収縮または血管拡張が生じていると推定され、設定点ないし動作点信号ＳＰは再調節されなければならない。

最後に、第八の制御ループ２１において動作点信号ＳＰはニューラルネット、自己回帰モデルまたは自己学習モデルを用いて再調節される。
加算装置２２（図２）はそれぞれの制御ループ１６〜１７によって提案された設定点ＳＰの変更を加算し、四肢Ｅの印加圧力を第二の制御ループのＳＰ入力（図１）を経て再調節する。

図３は、差動増幅器１０が出力側で、非反転増幅ユニット２３を経て、圧力源４と連結された入口弁２５を、反転増幅ユニット２４を経て出口弁２７をそれぞれ制御し、これらの弁は好ましくは比例弁として形成されて、膨張式カフ６と圧力連通している、本発明による１つの実施形態を示したものである。この場合、（図１におけるような）比例弁３に代えて、２つの独立した弁、圧力造成弁と圧力解消弁、が使用される。この種の、ただし複数の制御ループを使用しない、システムの利点は冒頭に引用した国際公開第００／５９３６９号明細書に記載されている。

図３に示した、目標値ＳＷがプリセットされる別な制御ループ１は、制御器として使用される差動増幅器１０（好ましくは演算増幅器）から成っている。差動増幅器１０の出力電圧は非反転増幅ユニット２３ならびに反転増幅ユニット２４をドライブする。双方のユニットの絶対的な増幅は等しいため、一方のユニットの出力電圧は他方のユニットの電圧の逆にまったく等しい。
Ｕ１＝−Ｕ２
増幅ユニット２３は、一方において均圧タンク２６を経てポンプ４と連結された比例入口弁２５を制御する。この入口弁２５は、カフ６と圧力連通している圧力チャンバ５内への流入圧力を制御する。増幅ユニット２４は、一方において圧力チャンバ５と連結している比例出口弁２７を制御する。この出口弁２７は通常の大気圧に比した圧力チャンバ５の排気圧力を制御する。差動増幅器１０の出力電圧が高まると、非反転増幅ユニット２３の出力電圧と反転増幅ユニット２４の出力電圧は同程度に低下する。これによって、入口弁２５は開き、出口弁２７は同程度に閉じられる。カフ６内の圧力は急速に上昇する。他方、差動増幅器１０の出力電圧が低下すると、ちょうど反対の事象が生じる。出口弁２７は反転増幅ユニット２４を経て開放され、同様に、入口弁２５は非反転増幅ユニット２３を経て閉じられ、これによって圧力チャンバ５内およびカフ６内の圧力は低下する。圧力センサないしマノメータ７は圧力チャンバ５内に発生した圧力を、該圧力に比例したカフ圧力信号ＢＰに変換して差動増幅器１０に供給し、これによって第一の制御ループは閉じられる。理想的には差動増幅器１０はその出力電圧を、＋入力と−入力との間の電圧がゼロに等しくなるように設定する。差動増幅器１０は増幅ユニット２３と２４とを経て入口弁２５と出口弁２７とを、圧力センサ７が発生する電圧が目標値ＳＷに一致するように、調節する。

図３に示した回路は有利なことに非線形弁２５および２７でも機能し、さらになお、急速ディジタル開閉制御弁でも機能する。本発明により、差動増幅器１０は、カフ６内の圧力を調節するための少なくとも１つのディジタル制御弁を制御するコンパレータとしてもよい。この場合、コンパレータは最大増幅を行う演算増幅器（増幅フィードバックなし）に相当している。コンパレータ１０はＳＷとＢＰとを比較する。ＢＰがＳＷよりも小さければ、出力電圧は正の動作電圧にほぼ等しく、増幅器ユニット２３を経て入口弁２５は完全に開放され、増幅器ユニット２４を経て出口弁２７は完全に閉じられる。圧力チャンバ５内に発生した圧力は、ＢＰがＳＷよりも大きくなるまで、上昇する。次いで、差動増幅器（コンパレータ）１０の出力電圧は負の動作電圧におおよそ等しくなり、こうして、入口弁２５は完全に閉じられると共に出口弁２７は完全に開放される。圧力チャンバ５内に発生した圧力は低下する。ＳＷとＢＰとがほぼ等しい場合には、差動増幅器（コンパレータ）１０の出力にパルス占有率５０％の方形信号が発生する。したがって、圧力上昇ないし低下に関する情報は差動増幅器（コンパレータ）１０の出力に生ずる方形信号のパルス占有率のうちにある。機能性の前提条件はカフ６内の圧力変動の慣性に対応するよりも遥かに速く反応する十分迅速な制御弁（好ましくは圧電弁）である。

図１〜３に示した制御ループはすべて連続血圧測定中に作動する（クローズドループモード）。完璧な動作のために、ほとんどの制御ループと同様に、明確に定められたスタート値が決定されなければならない。これらのスタート値は好ましくは本来の測定の開始前に定められる。その際、これがオープンループモードで行われるかそれともクローズドループモードで行われるかは大した問題ではない。

冒頭の従来の技術で触れた方法および装置とは異なり、本発明における、最適なプレチスモグラフ信号ＰＧの設定は有利である。したがって、本発明では、プレチスモグラフセンサ手段８、９は外乱光とりわけ周囲光のプレチスモグラフ信号ＰＧを除去するための手段２８、４０、４１を有しており、さらに、プレチスモグラフセンサ手段の光源８の電圧ないし電流を制御するための装置３３〜３８を備えている。

図４は、最適なＰＧ信号を供給することのできる制御ループを示したものである。周囲光を除去する制御器部分は同心制御ループである。ただし、この部分は、スタート値を定めるためのものであり、最適なＬＥＤ電流（光源８）を設定するものではない。

光源８、ＬＥＤの制御には、３つの時間同期方形信号を発生するタイマ２８が使用される。信号“ＬＥＤ”２９はＬＥＤ８の脈動制御のために使用される。信号“ＬＥＤ”２９がＨＩＧＨレベルにある場合に、ＬＥＤ８は電源オンされる。図４に示した５０％のパルス占有率は必ずしも必要ではなく、他の占有率も使用することが可能である。さらに、タイマ２８によって、ＬＥＤ８の電源オフの直前にＨＩＧＨレベルを有する信号“Ｓｈ_{ｌｉｇｈｔ}”３０も発生させられる。さらに、タイマ２８によって発生させられた信号“Ｓｈ_ｄａｒｋ”３１はＬＥＤ８の電源オン直前にＨＩＧＨレベルを有している。

信号２９はＬＥＤ８をスイッチ３２によって電源オンする。ＬＥＤ制御ユニット３３により、ＬＥＤ８に通電される電流の強さおよびそれと共に光の強度を変化させることができる。スイッチ３４と３５とによって、限流抵抗３６と並列の抵抗３７と３８とを開閉制御することができ、これによってＬＥＤ８に通電される総電流を高めることができる。

四肢Ｅを透過する光はフォトダイオード９によって検出され、増幅器３９によって増幅される。検出されたこの光信号は今や、ＬＥＤ８の電源オン・オフと共に脈動的に変動する。ただしＬＥＤ８が点灯していない場合にもかすかな光信号が受信されるが、これは周囲光も四肢Ｅを透過してフォトダイオード９に信号を生ずるからである。ＬＥＤ８の電源オン・オフによる発生・消滅現象を回避するため、今や、ＬＥＤ８の電源オン・オフ直前の時点が観察される。ＬＥＤ８の電源オンの直前、したがって、ＬＥＤ８がまだ暗い場合、には、フォトダイオード９に生ずる信号は全面的に周囲光に依存している。逆に、ＬＥＤ８の電源オフの直前、したがって、ＬＥＤ８が明るい場合、には、フォトダイオード９に生ずる信号はＬＥＤ８の光と周囲光とに依存している。これらの時点はタイマ２８とその信号“Ｓｈ_{ｌｉｇｈｔ}”３０および“Ｓｈ_ｄａｒｋ”３１によって定められている。フォトダイオード９の増幅された光信号は今やサンプルホールド回路４０にかけられ、信号“Ｓｈ_{ｌｉｇｈｔ}”３０と“Ｓｈ_ｄａｒｋ”３１とによって復調される。サンプルホールド回路４０の出力には明暗信号が生ずる。双方の信号が差動増幅器４１において減算されれば、ＬＥＤ８のランプ光度にのみ依存し、したがって周囲光の取り除かれた光信号が生ずる。

発生した光信号は、同一成分から成る圧倒的部分と、心臓運動に基づく血量の脈動的変化に一致する所望のプレチスモグラフ信号ＰＧから成る小さな部分とから成っている。ＰＧ信号のこの同一成分ないし平均値ＰＧaveは本来の血圧測定にとっては関係なく、妨害的なものであり、したがって、光信号から平均値ＰＧaveが取り除かれなければならない。ただし、このＰＧaveはそれぞれの四肢Ｅに依存しておりかつ患者ごとに非常に相違している。したがって、制御装置は、本発明により、プレチスモグラフ信号の平均値ＰＧaveにとってのスタート値を算定するための装置４２〜４７を有している。平均値補正はどの測定の前にも正しく実施され、以下のように行われなければならない：

本来の平均値補正は、一定の平均値ＰＧaveがスタート値としてプリセットされている差動増幅器１１によって行われる。差動増幅器１１は、周囲光が取り除かれた光信号が所与の平均値ＰＧaveから減算されることによってＰＧ信号を発生させる。差動増幅器１１によりＰＧ信号は平均値ＰＧaveが取り除かれるだけでなく、反転されて増幅される。ＰＧ信号は今やコンパレータ回路に与えられる。コンパレータ回路は、上方のコンパレータ４２と、下方のコンパレータ４３ならびに抵抗４４、４５および４６を有した、しきい値を決定する分圧器から成っている。差動増幅器１１によって発生させられたＰＧ信号が今や上方のコンパレータ４２のしきい値を上回っていれば、これはプリセットされた平均値ＰＧaveは過大に選択されたことを意味している。これはＰＧ制御ユニット４７に伝達され、該ユニットは、ＰＧ信号が上方のコンパレータ４２のしきい値を下回るまで平均値ＰＧaveを減少させる。差動増幅器１１によって発生させられたＰＧ信号が下方のコンパレータ４３のしきい値を下回っている場合には逆が当てはまり、プリセットされた平均値は過小である。この場合には、ＰＧ制御ユニット４７はＰＧ信号が下方のコンパレータ４３のしきい値を上回るまで平均値ＰＧaveを引上げる。

本制御ループには、周知のようにカフ６内の圧力ＢＰが平均血圧にほぼ相当する場合に到達される、ＰＧ信号の最大振幅を決定するピーク検出器４８も設けられている。したがって、平均血圧を見出すために、ピーク検出器４８を使用することも可能である。この場合、カフ６内の圧力ＢＰはＰＧ信号の最大振幅が現れるまで変化させられる。見出されたＰＧ信号の最大振幅は今や − それがそれぞれの患者の四肢Ｅにも依存しているために − チェックされる。振幅が過小であれば、ＬＥＤコントロールユニット３３は、電流と共にＬＥＤ８のランプ光度を増強するように指示される。逆に、ＰＧ信号最大振幅が過大であれば、ＬＥＤコントロールユニット３３は、ＬＥＤ８に通電される電流を低減するように指示される。

かくてＰＧ信号の振幅が最大に達するカフ圧力ＢＰが見出されれば、上述したようにして、ＬＥＤ８にとっての最適な電流の強さも見出すことができ、前述したコンパレータ回路４２〜４７を利用して、妨害平均値ＰＧaveを取り除いてＰＧ信号を最適化することができる。見出された圧力ＢＰは、圧力ＢＰの変動は好ましくはＳＰの変更によって達成され、その際、制御増幅Ｐ、ＩおよびＤはゼロに設定されることから、設定点ＳＰの最適なスタート値にも相当している。

最後に、本発明により、動作点信号ないし設定点ＳＰにとってのスタート値を計算するための手段が備えられている。
最適な設定点ＳＰの算定には好ましくは以下の手順が使用される：
１．ＳＰの変更によってカフ６内の圧力ＢＰが変化させられて、ピーク検出器４８がＰＧ信号の最大振幅を決定し、かつ
２．ＬＥＤ８にとっての最適な電流の強さが見出され、
３．ノイズを含む平均値ＰＧaveが取り除かれてＰＧ信号が最適化された後、
増幅制御ユニット１７（図２）はＰＧ信号の最大振幅からＰ、ＩおよびＤを算定し、こうして制御ループ２を閉じる。カフ６内の圧力は脈動し始め、求められた制御条件に応じてＰＧ信号はコンスタントに保たれる。そして、再びＳＰが変更させられる。収縮期−拡張期検出器１５はそれぞれの心周期を分離し、最適なＳＰを決定するための判定に利用し得るように、心周期をそれぞれのＳＰと関連させる。好ましくは異なったそれぞれのＳＰのために代表的な心周期が判定に利用される。以下の判定基準を適用することができる：ＢＰの振幅、平均圧力と圧力振幅との比、平均圧力と拡張期圧力との比、圧力上昇および低下、時間的相関など。制御ループ１９のファジー論理に基づき、たとえば以下のファジー判定基準を定め、それぞれの心拍ないし心周期を判定することができる：
− それぞれの心周期のＢＰ振幅は最大ＢＰ振幅の範囲内にある。
− 平均圧力と圧力振幅との比は生理学的範囲内にある。
− 平均圧力と拡張期圧力との比は生理学的範囲内にある。
− 圧力上昇および低下は生理学的範囲内にある。
− 時間的相関は生理学的範囲内にある。
− 等々。
これらのファジー判定基準に基づき、それぞれの心周期をたとえば簡単な得点システムで判定することができる。最良の得点の心周期は最適なＳＰを有しており、同得点であれば、最良のＳＰの平均値が利用される。こうして、設定点ないし動作点信号ＳＰの最適なスタート値を見出して、すべての同心制御ループに伝達することができる。かくて、ＳＰ、ＰＧave、ＰＩＤならびに制御システムの最適なＬＥＤ電流が求められたことから、本来の測定を開始することができる。これらは、今や、すべての同心制御器によって監視されかつ場合によって変更され、こうして、血圧の長期連続測定が可能となる。

２つの制御ループを有した血圧測定器の膨張式カフの内圧を制御するための本発明による装置を一部図解によって示す図 図１に示した装置の、付加的な制御ループによって拡大された１実施形態を示す図 膨張式カフ用の独立した入口弁と出口弁とを有した本発明の１変形実施形態を示す図 さらに別途の実施形態の制御装置の回路詳細図

Claims (16)

1. プレチスモグラフセンサ手段を有し、プレチスモグラフ信号ＰＧとカフ圧力信号ＢＰとが検出される血圧測定器の少なくとも１つの膨張式カフ、好ましくはフィンガーカフの内圧を制御するための方法であって、
   ａ）第一の内側制御ループにおいてカフ圧力信号ＢＰは制御量として使用されて、第１入力信号として差動増幅器に与えられ、
   ｂ）第二の外側制御ループにおいてプレチスモグラフ信号ＰＧはその平均値ＰＧaveが取り除かれて、制御器、好ましくはＰＩＤ制御器に与えられて動作点信号ＳＰに加算され、こうして目標値信号ＳＷが発生させられ、この目標値信号は第２入力信号として前記差動増幅器に与えられ、かつ
   ｃ）前記差動増幅器の出力信号ＡＳによって、圧力源と連結された少なくとも１つの弁、好ましくは比例弁がカフ内圧力の調節のために制御される、
   ことを特徴とする方法。
2. 第三の制御ループにおいてプレチスモグラフ信号ＰＧから平均値ＰＧaveが算定されて、第二の制御ループの入力量として連続的に補正されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. 第四の制御ループにおいて増幅パラメータＰ、Ｉ、Ｄのいずれか又はその組み合わせたものはプレチスモグラフ信号ＰＧとカフ圧力信号ＢＰとに基づいて最適化されて、ＰＩＤ制御器の入力量として連続的に補正されることを特徴とする請求項１または２に記載の方法。
4. 第五の制御ループにおいて動作点信号ＳＰはプレチスモグラフ信号ＰＧの積分に応じて再調節されることを特徴とする請求項１から３のいずれか一項に記載の方法。
5. 第六の制御ループにおいて動作点信号ＳＰはプレチスモグラフ信号ＰＧとカフ圧力信号ＢＰから導出される量、たとえば振幅、平均値、信号形状などに基づいて、ファジー論理式を用いて再調節されることを特徴とする請求項１から４のいずれか一項に記載の方法。
6. 第七の制御ループにおいて動作点信号ＳＰはカフ圧力信号ＢＰのパルス波形に応じて再調節されることを特徴とする請求項１から５のいずれか一項に記載の方法。
7. 第八の制御ループにおいて動作点信号ＳＰはニューラルネット、自己回帰モデルまたは自己学習モデルを用いて再調節されることを特徴とする請求項１から６のいずれか一項に記載の方法。
8. カフ圧力信号ＢＰは収縮期／拡張期検出器に与えられ、前記検出器の出力信号は前記制御ループのうちの少なくとも１つの制御ループにおいて制御量として使用されることを特徴とする請求項１から７のいずれか一項に記載の方法。
9. プレチスモグラフ信号ＰＧを検出するためのプレチスモグラフセンサ手段（８，９）と、カフ圧力信号ＢＰを検出するための圧力センサ（７）とを有する血圧測定器の少なくとも１つの膨張式カフ、好ましくはフィンガーカフ（６）の圧力を調節するための装置であって、
   差動増幅器（１０）に作用する２つの制御ループ（１，２）が備えられ、その際第一の内側制御ループ（１）はカフ圧力信号ＢＰを第一の制御量として使用し、第二の外側制御ループ（２）は制御器（１２）、好ましくはＰＩＤ制御器を有し、前記制御器はプレチスモグラフ信号ＰＧから目標値ＳＷを第二の制御量として発生させ、かつ
   前記差動増幅器（１０）は出力側において、圧力源（４）と連結された少なくとも１つの弁、好ましくはカフ（６）内の圧力を調節するための比例弁（３；２５，２７）を制御することを特徴とする装置。
10. 前記第二の制御ループ（２）は、プレチスモグラフ信号ＰＧをその平均値ＰＧaveから減算する差動増幅器（１１）ならびに、動作点信号ＳＰを加算する加算装置（１３）を有することを特徴とする請求項９に記載の装置。
11. 前記差動増幅器（１０）は出力側で、非反転ユニット（２３）を経て、圧力源（４）と連結された入口弁（２５）を、反転増幅ユニット（２４）を経て出口弁（２７）をそれぞれ制御し、これらの弁は好ましくは比例弁として形成されて、膨張式カフ（６）と圧力連通していることを特徴とする請求項９または１０に記載の装置。
12. 差動増幅器（１０）は、カフ（６）内の圧力を調節するための少なくとも１つのディジタル開閉制御弁を制御するコンパレータとして形成されていることを特徴とする請求項９から１１のいずれか一項に記載の装置。
13. 前記プレチスモグラフセンサ手段（８，９）は外乱光とりわけ周囲光のプレチスモグラフ信号ＰＧを除去するための手段（２８，４０，４１）を有することを特徴とする請求項９から１２のいずれか一項に記載の装置。
14. プレチスモグラフセンサ手段（８，９）の光源（８）は電圧ないし電流を制御するための装置（３３〜３８）を有することを特徴とする請求項９から１３のいずれか一項に記載の装置。
15. プレチスモグラフ信号の平均値ＰＧaveのスタート値を計算するための手段（４２〜４７）が備えられていることを特徴とする請求項１０から１４のいずれか一項に記載の装置。
16. 動作点信号ＳＰのスタート値を計算するための手段が備えられていることを特徴とする請求項１０から１５のいずれか一項に記載の装置。

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