JP6717811B2 - 非侵襲的血圧モニタ、これを作動させる方法及び上記方法を実現するコンピュータプログラム - Google Patents

Description

本発明は、非侵襲的血圧（ＮＩＢＰ）モニタ及びこれを作動させる方法に関し、特に斯かるモニタにより得られた血圧測定の快適さを改善することに関する。

動脈圧（ＢＰ）は、最も重要なバイタルサインの１つであり、臨床診療において広く使われている。非侵襲的動脈圧（ＮＩＢＰ）は通常、対象の上腕周りで包まれるカフにおいて圧力をゆっくり変化させることにより測定される。血圧は、カフから末梢部の音を測定することにより（コロトコフ音に基づかれる聴診方法）、又は、腕及び上腕動脈のボリューム脈動によりもたらされるカフにおける圧力脈動を測定し、これらの圧力パルスのエンベロープから特徴を抽出することにより（オシロメトリック方法）決定される。オシロメトリック方法は、容易に自動化され、広く使われる。

典型的なオシロメトリック方法の原理は図１により示される。図１は、時間に対するカフ圧１０及びこのカフ圧の処理されたハイパスフィルタリングされたトレース１２のグラフを示す。左側のｙ軸は、パルス振幅を示し、右側のｙ軸は、カフ圧を示し、ｘ軸は、時間を示す。オシロメトリック方法を用いてＮＩＢＰ測定を実行するため、最初に、カフ圧１０は、それが収縮期の血圧より十分に大きくなるまで、上昇される。上昇の後、カフは、縮小される（図１において、この収縮は段階的に実行される。しかし、ステップワイズな収縮も可能である）。収縮の間、カフ圧における小さい振動が発生する。これは、カフの嚢におけるボリューム変化によりもたらされ、次に、上腕動脈におけるボリューム変化によりもたらされる。測定されたカフ圧１０は、ハイパスフィルタリングされ、結果として生じるトレース１２は、上腕動脈におけるボリューム変化が原因によるカフ圧振動を示す。振動振幅のエンベロープ１４が決定される。このパルスエンベロープ１４の最大Ａｍａｘは、収縮期圧１６及び拡張期圧１５を決定する参照点とされる。収縮期圧１６は、圧力振動が参照点での圧力より高い圧力での最大振幅Ａｍａｘのほぼ０．８倍であるカフ圧として決定される。拡張期圧１５は、圧力振動が参照点での圧力より低い圧力での最大振幅Ａｍａｘのほぼ０．５５倍であるカフ圧として決定される。これらの比率は、経験的値に基づかれる（LA GeddesらによるAnnals of Biomedical Engineering 10、pp 271-280、1982を参照）。収縮期及び拡張期の圧力を決定するため血圧デバイスの製造業者により使用される正確なアルゴリズムは通常、トレードシークレットである。

オシロメトリックＮＩＢＰ測定を得るのに使用される典型的なモニタ２０が、図２に示される。ポンプ２２、圧力センサ２４及び弁２６が、管３０によりカフ２８に接続される。制御ユニット３２は、ポンプ２２及び弁２６の動作を制御するため、これらの要素に接続され、カフ２８におけるガスの圧力を表す信号（「圧力信号」）を受信するため、圧力センサ２４にも接続される。制御ユニット３２は、ポンプ２２及び弁２６を制御するアルゴリズムを実行し、血圧測定を決定するため、圧力センサ２４からの圧力信号を処理する。オシロメトリック方法の実行の間、ポンプ２２は、カフ２８に空気を送る。これにより、カフは膨らむ。圧力センサ２４は、システムにおけるガス圧力（及び従って、カフ２８におけるガスの圧力）を測定し、カフ２８における圧力を表す信号（「圧力信号」と呼ばれる）を出力する。収縮期圧より大きい圧力に達するとき、ポンプ２２は、ディスエーブル又はスイッチオフにされ、弁２６は開かれ、遅い（又はステップワイズの）収縮が発生する。この間、カフ圧は、連続して測定され、測定（圧力信号）が、格納される。ポンプ２２及び弁２６は、制御ユニット３２により制御される。これはまた、カフ圧測定を受信し、これらの測定を用いて、パルスエンベロープ並びに収縮期及び拡張期の圧力を算出する。実際には、モニタ２０は、安全性の理由で複数のセンサ及び弁を有することができる。

典型的なモニタ２０の処理はしばしば、対象にとって不快である（場合によっては、痛みを伴う）。なぜなら、腕が外圧で圧縮されるからである。血圧測定が日及び夜を通して得られることを必要とする臨床又は病院（又はさらに家庭）環境において、モニタ２０により血圧測定を行うことはしばしば、対象の睡眠を妨害する。高鋭敏対象（例えば集中治療室（ＩＣＵ）における対象）に関してもともと開発されたＮＩＢＰモニタは、精度及び正確さのため最適化され、対象の快適さに関して最適化されてはいない。

家庭環境において、ＮＩＢＰ測定は対象により受け入れが比較的低いことが分かっている（例えば、対象は、必要とされる測定予定に応じないか又は適切に測定を実行しない）。これは場合によっては、カフの膨張によりもたらされる痛み（それは、カフが膨らまされる期間及び／又はカフにおけるピーク圧力に関連することができる）、（特に、対象により連続して着用されるＮＩＢＰモニタにおける）カフ下の皮膚の刺激、血腫、及び対象の睡眠の乱れが原因である。

ＮＩＢＰ測定の快適さは、次の３つの領域のいずれか又はすべてにおいて改良されることができる。トータル測定時間（減少が望ましい）、達成される最大のカフ圧（より低い最大圧力が望ましい）及び時間にわたるカフ圧の積分（より小さい積分が望ましい）。もちろん、快適さにおけるこの増加は、許容可能な限界を越えるＮＩＢＰ測定の精度を代償にして生じてはならない。

カフの収縮の間、エンベロープ検出を用いて血圧が測定される（それは、概して約４５秒かかる）上述のモニタのタイプに加えて、カフが膨らまされる間血圧を測定することができるモニタが、開発された。これは、（いくつかのケースにおいて約２０秒まで）トータル測定時間を減らすことができる。なぜなら、一旦血圧測定が得られると、収縮段階は非常に速く、従って、対象にとってより快適な測定を生じさせることができるからである。しかしながら、これらの膨張ベースの血圧測定の快適さを改善することに関する更なる範囲が存在する。

従って、カフの膨張の間、血圧を測定し、対象にとって従来のモニタより快適なＮＩＢＰモニタ及びこれを作動させる方法の必要が存在する。

第１の側面によれば、非侵襲的血圧ＮＩＢＰモニタを用いて対象の血圧の測定を得る方法が提供され、この方法は、パルスレートセンサ、対象の肢周りに配置されるカフ及び上記対象のパルスレートに関する情報を得るパルスレートセンサを使用することを含み、上記対象のパルスレートに関する上記得られた情報に基づき、圧力信号フィルタを適合させるステップと、上記カフの膨張を開始するステップと、上記カフが膨らまされるとき、上記カフにおける圧力を表す圧力信号を得るステップと、上記カフの膨張の間、上記適合された圧力信号フィルタを用いて、上記圧力信号をフィルタリングするステップと、上記カフの膨張の間、上記対象に関する血圧測定を得るため、上記フィルタリングされた圧力信号を処理するステップとを有する。

いくつかの実施形態において、上記対象のパルスレートに関する情報を得るため上記パルスレートセンサを使用するステップが、上記カフの上記膨張を開始する前に実行される。

いくつかの実施形態において、上記圧力信号フィルタを適合させるステップが、上記カフの上記膨張を開始する前に実行される。

いくつかの実施形態において、上記対象のパルスレートに関する情報を得るため上記パルスレートセンサを使用するステップ及び上記圧力信号フィルタを適合させるステップが、上記カフの膨張の間も実行される。

いくつかの実施形態において、上記圧力信号フィルタを適合させるステップが、上記対象のパルスレートに関する上記得られた情報に基づき、上記フィルタの周波数特性を適合させるステップを有する。

いくつかの実施形態において、この方法は、血圧測定が得られたとき、上記カフの上記膨張を止めるステップを更に有する。

いくつかの実施形態において、上記方法は、一旦上記血圧測定が得られたら、上記カフを収縮させるステップを更に有する。

いくつかの実施形態において、上記対象に関して血圧測定を得るため上記フィルタリングされた圧力信号を処理するステップが、上記血圧の測定又は許容可能な測定を提供しない場合、上記カフの収縮の間、上記血圧の測定を実行するステップを更に有する。

いくつかの実施形態において、上記パルスレートセンサが、加速度計、フォトプレチスモグラフＰＰＧセンサ又は心電計ＥＣＧセンサである。

好ましい実施形態において、上記パルスレートセンサが、上記カフにおける上記圧力を測定するセンサとは異なるセンサである。

好ましい実施形態において、上記対象の上記パルスレートに関する情報が、上記圧力信号から得られない。

いくつかの実施形態において、上記ＮＩＢＰモニタが、上記カフを膨らませるポンプを更に有する。

第２の側面によれば、プロセッサに、上述した方法のいずれかを実行させるためのコンピュータプログラムが提供される。

第３の側面によれば、対象の血圧を測定する非侵襲的血圧ＮＩＢＰモニタが提供され、このモニタは、制御ユニットを有し、上記制御ユニットが、パルスレートセンサから上記対象のパルスレートに関する情報を得て、上記対象のパルスレートに関する上記得られた情報に基づき、圧力信号フィルタを適合させ、カフを膨らませ始めるようポンプを制御し、上記カフが膨らまされるとき、上記カフにおける圧力を表す圧力信号を得て、上記カフの膨張の間、上記適合された圧力信号フィルタを用いて、上記圧力信号をフィルタリングし、上記カフの膨張の間、上記対象に関する血圧測定を得るため、上記フィルタリングされた圧力信号を処理するよう構成される。

いくつかの実施形態において、上記ＮＩＢＰモニタが、上記対象のパルスレートを測定し、上記パルスレートに関する情報を上記制御ユニットに提供するパルスレートセンサを更に有する。

いくつかの実施形態において、上記パルスレートセンサが、加速度計、フォトプレチスモグラフＰＰＧセンサ又は心電計ＥＣＧセンサである。

いくつかの実施形態において、上記制御ユニットが、上記カフを膨らませ始めるよう上記ポンプを制御する前に、上記対象のパルスレートに関する情報を得るよう構成される。

いくつかの実施形態において、上記制御ユニットが、上記カフを膨らませ始めるよう上記ポンプを制御する前に、上記圧力信号フィルタを適合させるよう構成される。

いくつかの実施形態において、上記制御ユニットが、上記パルスレートセンサから上記対象のパルスレートに関する情報を得て、上記カフの膨張の間、上記圧力信号フィルタを適合させるよう更に構成される。

いくつかの実施形態において、上記制御ユニットが、上記対象のパルスレートに関する上記得られた情報に基づき、上記フィルタの周波数特性を適合させることにより、上記圧力信号フィルタを適合させるよう構成される。

いくつかの実施形態において、上記制御ユニットは、血圧測定が得られたとき、上記カフの上記膨張を止めるべく上記ポンプを制御するよう更に構成される。

いくつかの実施形態において、上記制御ユニットは、一旦上記血圧測定が得られたら、上記カフを収縮させるよう更に構成される。

いくつかの実施形態において、上記フィルタリングされた圧力信号の処理が、上記血圧の測定又は上記血圧の許容可能な測定を提供しない場合、上記制御ユニットは、上記カフの収縮の間、上記血圧の測定を得るよう更に構成される。

好ましい実施形態において、上記パルスレートセンサが、上記カフにおける圧力を測定するセンサとは異なるセンサである。

好ましい実施形態において、上記制御ユニットは、上記圧力信号から上記対象の上記パルスレートに関する情報を得ない。

いくつかの実施形態において、上記ＮＩＢＰモニタは、カフと、上記カフを膨らませるポンプと、上記カフにおける上記圧力を測定し、上記カフにおける上記圧力を表す圧力信号を上記制御ユニットに出力する圧力センサとを更に有する。

従来のオシロメトリックＮＩＢＰモニタを用いる測定される、時間対カフ圧のグラフである。 従来の振動ＮＩＢＰモニタのブロックダイアグラムを示す図である。 膨張ベースの血圧測定を実行する例示的な方法を示すフローチャートである。 本発明のある実施形態によるＮＩＢＰモニタのブロック図である。 本発明の側面による膨張ベースの血圧測定を得るため、ＮＩＢＰモニタを作動させる方法を示すフローチャートである。 本発明により提供される血圧測定における改良を示すグラフである。

本発明のより良好な理解のため、及びよりそれがどのように効果的に実行されるかを明示するため、例示に過ぎない添付の図面が参照されることになる。

上述したように、肢における血流を防止するのに十分なピーク圧力から、カフの膨張の間ではなく、カフの収縮の間、対象の血圧（ＢＰ）を測定することは、血圧測定がより迅速に完了されることを可能にする。これは対象にとっての血圧測定の快適さを改善するのを助ける。

図３におけるフローチャートは、図２に示されるモニタ２０を用いて、膨張ベースの測定を実行する例示的な方法を示す。簡単に、この方法において、対象の心拍数に関する情報が、圧力信号から得られ、フィルタを適合させるために用いられる。このフィルタは、血圧測定を得るため、圧力信号に適用される。

ステップ１０１において、カフ２８の膨張は開始される。システムにおける圧力を表す圧力信号が、バッファリングされる（ステップ１０３）。信頼性が高い血圧測定を得るため、対象の血圧レンジ（収縮期から拡張期）が、心臓サイクル（拍動）の一定数にわたりサンプリングされることを必要とする。心臓サイクルのこの一定数は、カフが拡張期圧から収縮期圧まで膨らまされることができるレートに関する上限を置く（なぜなら、カフがあまり迅速に膨らまされる場合、信頼性が高い血圧測定を得るため、拡張期及び収縮期の圧力の間の圧力を表す信号において十分な心臓サイクルが存在しないからである）。従って、ステップ１０１において、カフ２８は、拡張期から収縮期のレンジにおける心臓サイクルの充分な数が測定されることを可能にするレートで膨らまされる（概して、このレートは、心臓サイクルの充分な数がキャプチャされることを確実にするため、最も低い可能性がある心拍数の仮定に基づき設定される）。

ステップ１０５において、対象の心拍数を決定するため、バッファリングされた圧力信号が処理される。このステップは概して、観察される心拍数信号に関してカフが特定の圧力にあることを必要とし、心拍数情報を抽出することが可能であるよう、（例えば、２、３の拍動をカバーする）圧力信号の実質的な長さ又は期間が必要とされる。カフにおける圧力が（ステップ１０７において決定される）心拍数を決定するのにまだ十分でない場合、心拍数は、ステップ１０５において決定されず、この方法は、ステップ１０９に進む。そこでは、カフ２８の膨張が続き、圧力信号がバッファリングされ続ける（ステップ１０３）。いくつかの実施形態において、ステップ１０５は、バッファリングされた圧力信号の自己相関関数を推定し、対象の心拍数に最も対応する可能性が高い関数においてピークを捜し出すことを有することができる。いくつかの場合、ピークの振幅は、そのピークが、心拍数を表すために充分な大きさを持つかどうか決定するため、閾値と比較されることができる。ピークの振幅が閾値を超える場合、ピークは、心拍数の推定として使用されることができる。

ステップ１０５において、心拍数が圧力信号から抽出されることができる場合、方法は、ステップ１１１に進む。そこでは、心拍数が、フィルタを適合させるために用いられる。このフィルタは、圧力信号に適用される。一旦フィルタが対象の心拍数に対して適合されると、バッファリングされた圧力信号はフィルタリングされることができ（ステップ１１３）、フィルタリングされた圧力信号の分析が、血圧を決定するために実行される（ステップ１１５）。フィルタは、ハイパスフィルタである。これは、従来のオシロメトリック方法において使用されるハイパスフィルタに類似する。心拍数（ＨＲ）は、フィルタの周波数特性、例えばカットオフ周波数を適合させるために用いられる。いくつかの実施形態において、カットオフ周波数は、心拍数（例えば１分につき６０の拍動、ｂｐｍ＝１Ｈｚ）にセットされることができる。しかし、他の実施形態において、カットオフ周波数は、（フィルタ設計及び他の処理ステップの詳細に基づき）心拍数より（わずかに）高い又は低いとすることができる。一般に、心拍数がより高いほど、フィルタのカットオフ周波数はより高くなる（その逆もまた真）。一つの例において、基本的な移動平均フィルタが使用される。これにより、平均化ウィンドウの幅は、心臓周期（＝１／ＨＲ）に対応するようセットされる。圧力信号にわたりこのフィルタを実行することは、ロウパスフィルタリングされた圧力信号を返す。これはハイパスフィルタリングされた圧力信号を得るため、元の圧力信号から減算される。

カフ２８における圧力がまだ血圧を決定するのに十分でない場合（例えば、カフ圧が、収縮期圧にまだ達しなかった場合）、カフの膨張は続く（ステップ１０９）。この段階において、心拍数がすでに決定されているので、圧力信号を処理し続け、現在の心拍数を抽出し（ステップ１０５）て、フィルタを適合させる（ステップ１１１）必要はない。その結果、この方法は、ステップ１０９の後ステップ１１３に戻ることができ、フィルタが、新しくバッファリングされた圧力信号データに適用されることができる。他の実現では、心拍数の抽出及びフィルタの適合は、連続的な処理とすることができる。この場合、この方法は、ステップ１０３に戻ることができる。ステップ１１５において、血圧測定が圧力信号から決定される場合、この方法は、ステップ１１９へと進む。そこでは、ポンプ２２によるカフ２８の膨張が止められ、カフ２８は縮小され、血圧測定は、対象、モニタ２０又は対象に関する血圧測定情報を照合及び格納するリモートコンピュータ若しくは基礎ユニットの他のオペレータに報告されることができる。

従って、この方法において、カフ２８の膨張の間、血圧測定を得ることは、圧力信号を適切にフィルタリングすることが可能であるよう、対象の心拍数に関する情報を必要とする。膨張の間、圧力信号から心拍数を推定することが、（例えば、２、３の拍動をカバーする）実質的な長さの時間の間、カフにおける特定の圧力を必要とするので、心拍数情報が抽出される間、血圧測定処理を実行することが可能であることにおいて遅延（及び従って、カフ２８の膨張が止められることができると決定することが可能であることにおいて遅延）が存在することができる。この時間により、カフ２８は、血圧測定を完了するのに必要とされる最大の圧力を越えて膨らませられることができる。これは、血圧測定の過剰な圧力及び持続時間が原因で対象に対する不快さをもたらす可能性がある。

従って、本発明は、圧力信号に適用されるフィルタを適合するために用いられる心拍数情報（特に対象のパルスレート）が、圧力信号自体から得られるのではなく、異なる別々のセンサから得られることを提供する。これは、心拍数情報が、カフの膨張にわたり連続して利用可能であることを意味し、図３における方法に伴う不利な点が、克服されることができる。特に、血圧測定を得るための圧力信号の処理は、（心拍数情報が得られることを可能にするため、カフにおいて充分な圧力に達したときの代わりに）カフの膨張が始まるとすぐ始まることができる。これはカフの膨張が、できるだけ早い機会に（即ち収縮期圧に到達されるとき）止められる可能性を増加させる。

本発明のある実施形態による非侵襲的血圧（ＮＩＢＰ）モニタが、図４に示される。モニタ５０は、管６０によりカフ５８に接続されるポンプ５２、圧力センサ５４及び弁５６を有する。制御ユニット６２は、ポンプ５２及び弁５６の処理を制御するため、これらの要素に接続され、カフ５８におけるガスの圧力を表す信号（「圧力信号」）を受信するため、圧力センサ５４にも接続される。制御ユニット６２は、ポンプ５２及び弁５６を制御するアルゴリズムを実行し、血圧測定を決定するため、圧力センサ５４からの圧力信号を処理する。制御ユニット６２は、ＮＩＢＰモニタ５０の要素の処理を制御し、血圧測定を得るよう構成又はプログラムされる１つ又は複数のプロセッサを有することができる。

従来のモニタのように、ポンプ５２は、カフ５８を膨らませ、カフ５８が置かれる肢における血流を防止するため、空気又は他のガスをカフ５８に送るためのものである。弁５６は、空気又はガスがシステムから出ることを可能にし、こうしてカフ５８を縮小するために用いられる。

本発明の実施形態によれば、モニタ５０は更に、パルスレートセンサ６４を有する。これは、カフ５８が膨らまされる間、対象のパルスレートを測定するためのものである。パルスセンサ６４は、対象のパルスレートを測定し、（例えば、血圧測定アルゴリズムにより必要とされる）任意の必要な時間においてパルスレート測定を得ることができる任意の適切なタイプのセンサとすることができる。

いくつかの実施形態において、センサ６４は、フォトプレチスモグラフィ（ＰＰＧ）センサ、加速度計又はＥＣＧセンサとすることができる。しかし、当業者は、（例えばカメラ、レーダー、インピーダンス心電図、心臓音センサ等）他のタイプの心拍数センサが使用されることができることに気付くであろう。ＰＰＧセンサ、加速度計及び／又はＥＣＧセンサの場合、センサ６４は、例えばＰＰＧセンサに関する光源及び検出器、加速度計、ＥＣＧセンサに関する２つ又はこれ以上の電極といった適切なセンシング装置を有することができ、パルスレートを決定するため、それらのセンサからの信号の処理が、制御ユニット６２により実行されることができる。加速度計の場合、加速度信号は、心臓の鼓動／循環系における血液のパルスによりもたらされる運動を抽出するために処理されることができる。

使用の際、パルスレートセンサ６４は、パルスレートを測定するため、対象の体の適切な部分に付けられる、又は他の態様でこれと接触する。いくつかの実施形態において、センサ６４はカフ５８と一体化されることができる。その結果、対象は、モニタ５０を使用し始めるため、それらの腕の周りにカフを配置するだけでよい。一方、他の実施形態において、センサ６４は、カフ５８から分離され、対象の体に別々に置かれることができる。いくつかの実施形態において、センサ６４及び制御ユニット６２の間の有線接続が存在することができる。一方、他の実施形態では、センサ６４は、ワイヤレスで制御ユニット６２と通信することができる。

図４は、本発明のこの側面を説明するのに必要な要素だけを示し、実際的な実現において、ＮＩＢＰモニタ５０は、示される要素に対して追加的な要素を有する点を理解されたい。例えば、モニタ５０は、安全性の理由で複数の圧力センサ５４及び弁５６、モニタ５０に電力供給する電池若しくは他の電力供給源、プログラムコード及び／若しくは血圧測定を格納するメモリモジュール、血圧測定がモニタ５０に関するベースユニット若しくはリモートコンピュータに対して通信されることを可能にする通信モジュール、並びに／又はユーザ（例えば対象又は健康専門家）がモニタと相互作用し及びこれを制御することを可能にする１つ又は複数のユーザインタフェース要素を有することができる。また、本発明の実施形態において、パルスレートセンサ６４は、そのようなものとしてモニタ５０の部分を形成する必要はない。代わりに、モニタ５０は、分離して提供されるパルスレートセンサ６４から対象のパルスレートに関する情報を得るよう構成される。

図５におけるフローチャートは、本発明によるカフの膨張の間、対象の血圧の測定を得る方法を示す。この方法は、図４に示されるようにＮＩＢＰモニタ５０により実現されることができる。いくつかの実施形態において、ＮＩＢＰモニタ５０は、制御ユニット６２がこの方法を実行することを可能にするコンピュータプログラムコードを有することができる点を理解されたい。

第１のステップであるステップ１３１において、パルスレートセンサ６４は、対象のパルスレートの測定を得るために用いられる。このステップは、血圧測定プロセスの開始時に、好ましくはポンプ５２によるカフ５８の膨張を始めるちょうど前に、最初に実行される。しかし、いくつかの実施形態において、それは、カフ５８の膨張が開始されるときに、又はその後に実行されることができる。いずれにせよ、パルスレートの測定は、パルスレート情報が圧力信号から得られなければならない上述の例示的な方法より、上記処理においてより早期に利用可能である。

一旦パルスレートの測定が得られると、血圧測定を決定する方法の一部として圧力信号に適用されるフィルタが、パルスレート測定に基づき適合される（ステップ１３３）。図３の方法のように、ステップ１３３において、フィルタは、従来のオシロメトリック方法において使用されるハイパスフィルタに類似するハイパスフィルタとすることができる。パルスレート（ＰＲ）は、例えばカットオフ周波数といったフィルタの周波数特性を適合させるために用いられる。いくつかの実施形態では、カットオフ周波数は、心拍数（例えば毎分６０拍動、ｂｐｍ＝１Ｈｚ）にセットされることができる。しかし、他の実施形態において、カットオフ周波数は、（フィルタ設計及び他の処理ステップの詳細に基づき）心拍数より（わずかに）高く又は低く設定されることができる。一般に、心拍数がより高いほど、フィルタのカットオフ周波数はより高くなる（逆もまた真）。一つの例において、基本的な移動平均フィルタが使用される。これにより、平均化ウィンドウの幅は、心臓周期（＝１／ＰＲ）に対応するようセットされる。圧力信号にわたりこのフィルタを実行することは、ロウパスフィルタリングされた圧力信号を返す。これはハイパスフィルタリングされた圧力信号を得るため、元の圧力信号から減算される。

カフ５８の膨張が開始され（ステップ１３５）、及びカフ５８における圧力を表す圧力信号が得られる（ステップ１３７）。

次に、この圧力信号は、適合されたフィルタを用いてフィルタリングされる（ステップ１３９）。このフィルタリングは、カフ５８の膨張の間、実行され、好ましくは、圧力信号が得られるときリアルタイムに実行される（又は、できる限りリアルタイムに近く）。フィルタリングされた圧力信号はその後、血圧測定を決定するため分析される（ステップ１４１）。当業者であれば、この分析を実行するさまざまな技術に気づくであろう。従って、更なる詳細は本書において提供されない。この場合、このステップは、カフ５８の膨張の間、及び好ましくはリアルタイムに（又はできるだけリアルタイムに近く）実行される。

血圧測定が圧力信号から得られることができない場合（例えば、カフ５８における圧力が対象において収縮期の血圧にまだ達しなかった場合）、ステップ１４３の後、カフ５８の膨張が続き、この方法は、ステップ１３７に戻る。そこでは、圧力信号が得られ、フィルタリングされ、及び分析され続ける。血圧測定がステップ１４１において得られる場合、この方法は、ステップ１４５に進む。そこでは、（例えば弁５６を開くことにより）カフ５８の膨張が止められ、カフ５８の収縮が開始される。血圧測定が得られたので、収縮は好ましくは、できるだけ速く実行される。収縮は好ましくは、血圧測定が得られるとすぐ、又は直後に開始される。血圧測定は、対象、モニタ５０又は対象に関する血圧測定情報を照合及び格納するリモートコンピュータ若しくはベースユニットの他のオペレータに報告されることができる。

図６におけるグラフは、図５に示される本発明による外部の心拍数（ＨＲ）／パルスレート測定で可能な測定時間及び最大圧力における減少を示す。心拍数情報が圧力信号自体から得られる場合、心拍数情報が得られる時間によって、カフにおける圧力が、血圧測定を完了するのに必要とされる圧力をすでに超える場合があることが分かる。これは必要とされるよりカフにおけるより長い測定時間及びより高いピーク圧をもたらす。

代わりに、異なる別々のセンサ６４から（及び従って、圧力信号からでなく）心拍数情報（特に対象のパルスレート）を得ることにより、心拍数情報は、カフ５８の膨張にわたり連続して利用可能である。これは血圧測定を得るための圧力信号の処理が、カフ５８の膨張が始まるとすぐに開始し（及び従って収縮期圧がカフ５８において達せられる前に常に開始し）、従って血圧測定が、できるだけ早期の機会に得られることができることを意味する。

いくつかの実施形態では、対象のパルスレートが、血圧測定プロセスのコースにわたり変化することができるので、パルスレートセンサ６４は、カフ５８の膨張の間、対象のパルスレートの測定を得るために用いられることもできる。それらの測定は、対象の現在のパルスレートに対してフィルタを適合させるために用いられることができる。これは、フィルタが、対象の現在のパルスレートに関して最新であり、従ってできるだけ正確である血圧測定を提供することを確実にするのを助ける。

いくつかの実施形態では、何らかの理由で、ステップ１４１における分析が、血圧測定（又は信頼性が高い血圧測定）を得ることができない場合、例えば、対象が測定プロセスの間動く又は不整脈を経験する場合、制御ユニット６２は、従来の収縮ベースの血圧測定を実行するようＮＩＢＰモニタ５０を制御することができる。こうして、収縮期圧が越えられた（又は血圧測定を得ることが可能であることなしにプリセットされた最大の膨張圧力に達したとき）とき、制御ユニット６２は、カフ５８を膨らませるのを止めるようポンプ５２を制御することができ、制御された態様においてカフ５８からの圧力を解放するよう弁５６を作動させることができる。カフ５８が縮小する間得られる圧力センサ５４からの圧力信号は、対象の血圧を決定するため、従来の収縮ベースのアルゴリズムを用いて、制御ユニット６２により分析される。

従って、カフの膨張の間、対象の血圧を測定し、従来の方法に基づかれる又は従来のモニタによりなされる測定より対象にとって快適なＮＩＢＰモニタ及びこれを作動させる方法が提供される。

本発明が図面及び前述の説明において詳細に図示され及び説明されたが、斯かる図示及び説明は、説明的又は例示的であると考えられ、本発明を限定するものではない。本発明は、開示された実施形態に限定されるものではない。

図面、開示及び添付された請求項の研究から、開示された実施形態に対する変形が、請求項に記載の本発明を実施する当業者により理解され、実行されることができる。請求項において、単語「有する」は他の要素又はステップを除外するものではなく、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は複数性を除外するものではない。単一のプロセッサ又は他のユニットが、請求項に記載される複数のアイテムの機能を満たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属項に記載されるという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを意味するものではない。コンピュータプログラムは、他のハードウェアと共に又はその一部として供給される光学的記憶媒体又は固体媒体といった適切な媒体において格納／配布されることができるが、インターネット又は他の有線若しくは無線通信システムを介してといった他の形式で配布されることもできる。請求項における任意の参照符号は、発明の範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (13)

1. 非侵襲的血圧ＮＩＢＰモニタ、パルスレートセンサ、対象の肢周りに配置されるカフ、前記カフを膨らませるポンプ及び前記カフにおける圧力を測定する圧力センサを用いて対象の血圧の測定を得る方法において、前記パルスレートセンサが、前記圧力センサとは異なるセンサであり、
   前記対象のパルスレートに関する情報を得るため、前記パルスレートセンサを使用するステップと、
   前記対象のパルスレートに関する前記得られた情報に基づき、圧力信号フィルタを適合させるステップと、
   前記ポンプを用いて前記カフの膨張を開始するステップと、
   前記圧力センサを用いて圧力信号を得るステップであって、前記圧力信号が、前記カフが膨らまされるとき、前記カフにおける圧力を表す、ステップと、
   前記カフの膨張の間、前記適合された圧力信号フィルタを用いて、前記圧力信号をフィルタリングするステップと、
   前記カフの膨張の間、前記対象に関する血圧測定を得るため、前記フィルタリングされた圧力信号を処理するステップとを有し、
   前記圧力信号フィルタが、前記対象のパルスレートに関する情報から得られる心臓周期に対応するようセットされる平均化ウィンドウを備える移動平均フィルタであり、
   前記フィルタリングするステップが、
   前記圧力信号にわたり前記移動平均フィルタを実行するステップと、
   前記フィルタリングされた圧力信号を得るため、結果として生じる圧力信号を元の圧力信号から減算するステップとを有する、方法。
2. 前記対象のパルスレートに関する情報を得るため前記パルスレートセンサを使用するステップが、前記カフの膨張を開始する前に実行される、請求項１に記載の方法。
3. 前記対象のパルスレートに関する情報を得るため前記パルスレートセンサを使用するステップ及び前記圧力信号フィルタを適合させるステップが、前記カフの膨張の間も実行される、請求項２に記載の方法。
4. 一旦前記血圧測定が得られたら、前記カフを収縮させるステップを更に有する、請求項１乃至３のいずれかに記載の方法。
5. 前記対象に関して血圧測定を得るため前記フィルタリングされた圧力信号を処理するステップが、前記血圧の測定又は許容可能な測定を提供しない場合、前記カフの収縮の間、前記血圧の測定を実行するステップを更に有する、請求項１乃至４のいずれかに記載の方法。
6. 前記圧力信号フィルタを適合させるステップが、前記対象のパルスレートに関する前記得られた情報に基づき、前記フィルタの周波数特性を適合させるステップを有する、請求項１乃至５のいずれかに記載の方法。
7. プロセッサに、請求項１乃至６のいずれかに記載の方法を実行させる、コンピュータプログラム。
8. パルスレートセンサ、対象の肢周りに配置されるカフ、前記カフを膨らませるポンプ及び前記カフにおける圧力を測定する圧力センサと共に使用されるとき、対象の血圧を測定する非侵襲的血圧ＮＩＢＰモニタであって、
   制御ユニットを有し、前記制御ユニットが、
   前記パルスレートセンサから前記対象のパルスレートに関する情報を得て、
   前記対象のパルスレートに関する前記得られた情報に基づき、圧力信号フィルタを適合させ、
   前記カフを膨らませ始めるよう前記ポンプを制御し、
   前記カフが膨らまされるとき、前記カフにおける圧力を表す圧力信号を前記圧力センサを用いて得て、
   前記カフの膨張の間、前記適合された圧力信号フィルタを用いて、前記圧力信号をフィルタリングし、
   前記カフの膨張の間、前記対象に関する血圧測定を得るため、前記フィルタリングされた圧力信号を処理するよう構成され、
   前記パルスレートセンサが、前記圧力センサとは異なるセンサであり、
   前記圧力信号フィルタが、前記対象のパルスレートに関する情報から得られる心臓周期に対応するようセットされる平均化ウィンドウを備える移動平均フィルタであり、
   前記制御ユニットが、前記圧力信号にわたり前記移動平均フィルタを実行し、前記フィルタリングされた圧力信号を得るため、結果として生じる圧力信号を元の圧力信号から減算することにより、前記圧力信号をフィルタリングする、ＮＩＢＰモニタ。
9. 前記対象のパルスレートを測定し、前記パルスレートに関する情報を前記制御ユニットに提供する前記パルスレートセンサが、前記ＮＩＢＰモニタに含まれる、請求項８に記載のＮＩＢＰモニタ。
10. 前記制御ユニットが、前記カフを膨らませ始めるよう前記ポンプを制御する前に、前記対象のパルスレートに関する情報を得る、請求項８又は９に記載のＮＩＢＰモニタ。
11. 前記制御ユニットが更に、前記パルスレートセンサから前記対象のパルスレートに関する情報を得て、前記カフの膨張の間、前記圧力信号フィルタを適合させる、請求項１０に記載のＮＩＢＰモニタ。
12. 前記制御ユニットが、前記対象のパルスレートに関する前記得られた情報に基づき、前記フィルタの周波数特性を適合させることにより、前記圧力信号フィルタを適合させる、請求項８乃至１１のいずれかに記載のＮＩＢＰモニタ。
13. 前記カフと、
    前記カフを膨らませる前記ポンプと、
    前記カフにおける前記圧力を測定し、前記カフにおける前記圧力を表す圧力信号を前記制御ユニットに出力する前記圧力センサとが、前記ＮＩＢＰモニタに含まれる、請求項８乃至１２のいずれかに記載のＮＩＢＰモニタ。

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