JP7335254B2 - ボリュームクランプ血圧測定のための適応同調 - Google Patents

ボリュームクランプ血圧測定のための適応同調 Download PDF

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Description

本発明の実施形態は、ボリュームクランプ法を利用する非侵襲的血圧測定に関する。
ボリュームクランプは、血圧を非侵襲的に測定する技術であり、これによって、一定の動脈容積を維持するために時変圧力により動脈圧のバランスを取るように、圧力が患者の指に加えられる。適切に適合され較正されたシステムでは、加えられる時変圧力は、指の動脈血圧に等しい。加えられる時変圧力が測定され、よって患者の動脈血圧の測定値を提供することができる。
ボリュームクランプシステムは、動脈容積の測定を伴う閉ループフィードバックで圧力生成および調整システムを含み得る。血圧を正確に測定するために、フィードバックループは、患者の血圧の圧力動態に一致するように、十分な圧力生成および解放能力を有するべきである。高忠実度の圧力調整フィードバックループが、ボリュームクランプ技術による正確な血圧測定に必要である。
動脈容積を測定する一般的な技術は、指を通じて側方で血液によって吸収される周波数で光信号を送ることである。光は、典型的には、指の片側でLED(発光ダイオード)によって生成され、指によって吸収されない光は、指のもう一方の側でPD(フォトダイオード)によって測定される。各指を通って並行して流れる2つの主要な動脈がある。心臓が鼓動するたびに、これら2つの動脈の容積が増大するにつれて、指の血液によって吸収される光の量は増大し、PDによって測定される光は減少する。よって、動脈容積に反比例する光信号が生成される。この光信号は、プレチスモグラフ、すなわちpleth信号と呼ばれる。
ボリュームクランプシステムは、指に圧力を加えて、一定の動脈容積を維持する。指に加えられる力に対する指の動脈の機械的応答(すなわち、指の機械的応答度)は、患者の生理機能および指のサイズに応じて大きく変わる。さらに、指組織によって吸収される光の量は、患者の生理機能、皮膚色素、赤血球数、および指のサイズに応じて大きく変わる。成功したボリュームクランプシステムは、広範囲のプレチスモグラフ信号および指の機械的応答度を受容できなければならない。
しかしながら、高忠実度の圧力調整フィードバックループは、広範囲のプレチスモグラフ信号および指の機械的応答度を受容することができるシステムに矛盾している。
ボリュームクランプ法の忠実度を増大させる従来技術は、LED強度を最小値に、PD増幅器ゲインを最大値に調節することを伴う。これは、pleth信号のノイズを増幅するので、準最適である。別の既知の技術は、連続的に自己同調する制御ループを含み、ここでは、システムが動作可能である間に、エラー信号が動的に測定される。これは、エラー信号の変動の大きさが閉ループ動作中に低減されるので、準最適である。さらに、閉ループ動作中のエラー信号測定は、コントローラの影響とプラント伝達関数を結び付け、指の特性の変化の分析を複雑にする。
本発明の実施形態は、(例えば、高忠実度を提供するために)ボリュームクランプ法を利用する血圧測定システムによって、患者の動脈における患者の血圧を測定する際に使用される、患者の指に接続可能なフィンガーカフに、制御システムを通じた適応同調を提供するシステムに関連し得る。フィンガーカフは、血圧測定システムによって実施されるボリュームクランプ法において患者の動脈におけるpleth信号の測定を実施するためにLED-PD対を形成する、発光ダイオード(LED)およびフォトダイオード(PD)と、患者の指および患者の動脈への圧力を加え、解放するためにポンプおよびバルブまたはオリフィスに接続されたブラダーと、を含み得、フィンガーカフが患者の指の周りに置かれると、ブラダーおよびLED-PD対は、ボリュームクランプ法を利用する血圧測定システムによる患者の血圧の測定に役立つ。
制御システムは、以下の3つの別個のモードで動作し得る。1)「開ループ」:駆動信号がポンプおよびバルブを駆動してブラダーを加圧し、2つの閉ループモードで使用されるゲインを調節するために測定および使用され得る圧力およびpleth信号の変化をもたらす。2)「(閉ループ)圧力サーボ」:適切な駆動信号が、ブラダー内で所定の圧力値を維持するためにポンプおよびバルブに送信され、pleth信号が、閉ループ圧力サーボモードで測定され、閉ループplethサーボモードにおいてゲインを調節するために使用され得る。ならびに3)「(閉ループ)plethサーボ」:適切な駆動信号が、所定のpleth信号値を維持する、カフの圧力変化に作用するように、ポンプおよびバルブに送信され、圧力信号が、患者の血圧を決定するために測定および使用され得る。適応同調システムは、圧力インパルスを適用し、圧力対時間応答を測定するために開ループモードで動作することによって圧力サーボを同調させ(例えば、圧力サーボモードの最適ゲインを見つけ)、圧力対時間応答から、ブラダーの圧力応答の遅延を補償するために圧力サーボモードで使用され得る最適ゲインを決定し得る。適応同調システムは、圧力インパルスを適用し、pleth対時間応答を測定するために開ループモードで動作することによってplethサーボを同調させ(例えば、plethサーボモードの最適ゲインを見つけ)、pleth対時間応答から、ブラダー-フィンガーシステムのpleth応答の遅延を補償するためにplethサーボモードで使用され得る最適ゲインを決定し得る。適応同調システムはまた、所定の大きさの圧力インパルスを適用し、pleth対時間応答を測定するために閉ループ圧力サーボモードで動作することによってplethサーボを同調させ、pleth対時間応答から、ブラダー-フィンガーシステムのpleth応答の遅延を補償するためにplethサーボモードで使用され得る最適ゲインを決定し得る。plethサーボモードでのゲインは、ボリュームクランプ法を利用する高忠実度の血圧測定システムによって患者の血圧を測定するために、決定された最適値に調節される。
本発明の一実施形態による血圧測定装置の実施例の図である。 本開示の実施形態が実施され得る、例としての環境を示すブロック図である。 2人の異なる患者に対応する例としてのプレチスモグラフ信号を示す図である。 同じ患者の隣り合う指においてplethサーボモードで動作する制御システムによって生成された、例としての圧力波形を示す図である。 同じ患者の隣り合う指においてplethサーボモードで動作する制御システムによって生成された、例としての圧力波形を示す図である。 本発明の一実施形態による、圧力サーボおよびplethサーボゲインを決定するための例としての方法を示す図である。 本発明の実施形態による、圧力サーボゲインを決定するための例としての方法を示す図である。 本発明の実施形態による、圧力サーボゲインを決定するための例としての方法を示す図である。 本発明の実施形態による、plethサーボゲインを決定するための例としての方法を示す図である。 本発明の実施形態による、plethサーボゲインを決定するための例としての方法を示す図である。 本発明の一実施形態による、圧力サーボゲインを同調させるための例としての方法を示すフローチャートである。 本発明の一実施形態による、plethサーボゲインを同調させるための例としての方法を示すフローチャートである。 本発明の一実施形態による、plethサーボゲインを同調させるための例としての方法を示すフローチャートである。 例としての制御回路を示すブロック図である。
本発明の実施形態は、(例えば、高忠実度を提供するために)ボリュームクランプ法を利用する血圧測定システムによって、患者の動脈における患者の血圧を測定する際に使用される、患者の指に接続可能なフィンガーカフに、制御システムを通じた適応同調を提供するシステムに関連し得る。フィンガーカフは、血圧測定システムによって実施されるボリュームクランプ法において患者の動脈におけるpleth信号の測定を実施するためにLED-PD対を形成する、発光ダイオード(LED)およびフォトダイオード(PD)と、患者の指および患者の動脈へ圧力を加え、解放するためにポンプおよびバルブまたはオリフィスに接続されたブラダーと、を含み得、フィンガーカフが患者の指の周りに置かれると、ブラダーおよびLED-PD対は、ボリュームクランプ法を利用する血圧測定システムによる患者の血圧の測定に役立つ。
制御システムは、以下の3つの別個のオプションモードで動作し得る。1)「開ループ」:駆動信号がポンプおよびバルブを駆動してブラダーを加圧し、2つの閉ループモードで使用されるゲインを調節するために測定および使用され得る圧力およびpleth信号の変化をもたらす。2)「(閉ループ)圧力サーボ」:適切な駆動信号が、ポンプおよびバルブに送信され、ブラダー内で所定の圧力値を維持し、pleth信号が、閉ループ圧力サーボモードで測定され、閉ループplethサーボモードにおいてゲインを調節するために使用され得る。ならびに3)「(閉ループ)plethサーボ」:適切な駆動信号が、ポンプおよびバルブに送信され、所定のpleth信号値を維持する、カフの圧力変化に作用し、圧力信号が、患者の血圧を決定するために測定および使用され得る。適応同調システムは、圧力インパルスを適用し、圧力対時間応答を測定するために開ループモードで動作することによって圧力サーボを同調させ(例えば、圧力サーボモードの最適ゲインを見つけ)、圧力対時間応答から、ブラダーの圧力応答の遅延を補償するために圧力サーボモードで使用され得る最適ゲインを決定し得る。適応同調システムは、圧力インパルスを適用し、pleth対時間応答を測定するために開ループモードで動作することによってplethサーボを同調させ(例えば、plethサーボモードの最適ゲインを見つけ)、pleth対時間応答から、ブラダー-フィンガーシステムのpleth応答の遅延を補償するためにplethサーボモードで使用され得る最適ゲインを決定し得る。適応同調システムはまた、所定の大きさの圧力インパルスを適用し、pleth対時間応答を測定するために閉ループ圧力サーボモードで動作することによってplethサーボを同調させ、pleth対時間応答から、ブラダー-フィンガーシステムのpleth応答の遅延を補償するためにplethサーボモードで使用され得る最適ゲインを決定し得る。plethサーボモードでのゲインは、ボリュームクランプ法を利用する高忠実度の血圧測定システムによって患者の血圧を測定するために、決定された最適値に調節される。以下、圧力サーボモードで使用可能なゲインは、圧力サーボゲインと呼ぶことができ、plethサーボモードで使用可能なゲインは、plethサーボゲインと呼ぶことができる。
本発明の一実施形態は、ボリュームクランプシステムの性能を最適化するための制御システムのゲインの適応自己同調に関する。圧力サーボゲインは、オプションとして、電源オンの直後に自己同調され得、plethサーボゲインは、オプションとして、動作中に定期的に適用される段階圧力入力で自己同調され得る。plethサーボゲインの定期的な自己同調により、ボリュームクランプシステムは、患者の指内部の生理学的変化により生じる信号レベル変動、LEDの明るさおよびPD増幅ゲインと関連付けられた電気光学変化、ならびにボリュームクランプのカフと患者の指との間の相互作用と関連付けられた機械的変化に適応することができる。以下、自己同調および自動同調という用語は、互換的に使用され得る。
図1を参照して、血圧測定装置102の実施例を説明する。血圧測定装置102は、ボリュームクランプ法を用いて測定を行うことができる。図1に示すように、血圧測定装置102は、適切なハウジング、および患者の指に取り付けられ得る(例えば、ブラダーを含む)適切な指コネクタを有するフィンガーカフ104と、患者の身体(例えば、患者の手)に取り付けられ得る血圧測定コントローラ120と、を含み得る。血圧測定装置102は、患者モニタリング装置130および心臓リファレンスセンサ(HRS)134にさらに接続され得る。フィンガーカフ104および血圧測定コントローラ120を含む血圧測定装置102の動作は、以下でさらに詳細に説明する。
この実施例を続けると、図1に示すように、患者の手は、患者の血圧を血圧測定装置102で測定するためにアームレスト112の表面110の上に置くことができる。説明するように、血圧測定装置102の血圧測定コントローラ120は、フィンガーカフコネクタ122を通じてフィンガーカフ104のブラダーに連結されて、血圧測定に使用されるブラダーに空気圧を供給することができる。血圧測定コントローラ120は、電力/データケーブル132を通じて患者モニタリング装置130に、HRSコネクタ136を通じてHRS134に連結され得る。患者モニタリング装置130は、血圧を含む患者の生理学的な測定値/データ、ならびに任意の他の適切な生理学的な患者の測定値の読み取り、収集、処理、表示などができる任意のタイプの医療用電子装置とすることができる。したがって、電力/データケーブルは、患者モニタリング装置130に、また患者モニタリング装置130からデータを送信することができ、患者モニタリング装置130から血圧測定コントローラ120およびフィンガーカフ104に電力を供給することもできる。HRS134は、患者の心臓の高さ近くに設置され、HRSコネクタ136によって、血圧測定装置102の血圧測定コントローラ120に接続されて、血圧測定の計算におけるフィンガーカフ104と心臓の高さとの間の高さの差による潜在的なエラーの補償を可能にし得る。
図1で分かるように、一実施例では、フィンガーカフ104は、患者の指に取り付けられ得、血圧測定コントローラ120は、患者の手首に巻き付けられる取り付けブレスレット123により患者の手に取り付けられ得る。しかしながら、前述した血圧測定装置102のさまざまな構成要素の設置は例示的なものであり、本開示を限定するものでないことを認識されたい。血圧測定コントローラ120を含むさまざまな構成要素は、他の場所に並べ替えられ得る。本開示の実施形態は、任意のボリュームクランプ法に基づく非侵襲的な指動脈血圧測定システムで機能し得る。
以下でさらに詳細に説明するように、フィンガーカフ104は、血圧測定コントローラ120と関連して、ポンプと、バルブと、圧力センサと、制御回路と、を含み得、ボリュームクランプ法を用いて圧力センサによりブラダーの圧力をモニタリングすることによって患者の血圧を測定するのに利用され得、患者の血圧を患者モニタリング装置130上に表示し得る。
図2を参照すると、本開示の実施形態が実施され得る、例としての環境200を示すブロック図が示されている。フィンガーカフ210は、膨張可能なブラダー212と、LED-PD対214と、を含み得る。膨張可能なブラダー212は、空気圧で圧力生成および調整システム220に接続され得る。圧力生成および調整システム220は、ブラダー212を膨張させたり収縮させたりする空気圧を生成、測定、および調整することができ、ポンプ、バルブ、センサ、および/または他の適切な要素のような要素を含み得る。ブラダー212が膨張すると、フィンガーカフ210は、指に圧力を加えることができる。フィンガーカフ210によって指に加えられる圧力は、ブラダー212内の空気圧と同じとすることができる。
フィンガーカフ210は、プレチスモグラフを含み得る。プレチスモグラフは、指内部の動脈血流の連続的な容積測定(またはプレチスモグラム)を行い得る。一実施形態では、プレチスモグラフは、LED-PD対214を含み得る。LEDは、指の皮膚を照らすのに使用され得、光の吸収または反射は、フォトダイオードによって検出され得る。したがって、プレチスモグラムは、フォトダイオードから受信された信号に基づいて生成され得る。
圧力生成および調整システム220と、LED-PD対214とは、制御回路230に接続され得る。制御回路230は、圧力生成および調整システム220に命令して、圧力設定に基づいてブラダー212を膨張または収縮させることができ、pleth信号をLED-PD対214から受信することができ、必要なデータ操作を実行し得る。特に、制御回路230は、3つの別個のオプションのモード、すなわち開ループモード235、閉ループ圧力サーボモード245、および閉ループplethサーボモード255のうちの1つで動作し得る。開ループモード235では、制御回路230は、信号を圧力生成および調整システム220に適用し、結果として生じる、圧力および/またはpleth信号の変化を測定することができる。閉ループ圧力サーボモード245では、制御回路230は、ブラダー212内の所定の圧力値を維持するために信号を圧力生成および調整システム220に適用し、pleth信号応答を測定することができ、これは、plethサーボ制御ループゲインを同調させるのに使用され得る。さらに、閉ループplethサーボモード255では、制御回路230は、ブラダー内の所定のpleth値を維持するために信号を圧力生成および調整システム220に適用し、圧力信号を測定することができ、これは、患者の血圧を決定するのに使用され得る。制御回路230は、比例-積分-微分(PID)コントローラまたは他のコントローラを含むがこれらに限定されない、任意の適切なテクノロジーにおいて実装され得る。例えば、(例えば、閉ループplethサーボモードにおいてpleth信号を一定に保つために)フィンガーカフ210のLED-PD対214から受信されるpleth信号の測定、および、ブラダーの圧力をモニタリングすることによる患者の血圧の測定に基づいて、患者の血圧を再現するために、圧力生成および調整システム220のポンプによってフィンガーカフ210のブラダー212に加えられる空気圧は、制御回路230によって制御され得る。しかしながら、血圧測定コントローラ120の他の構成要素および/もしくは他の計算装置ならびに/または患者モニタリング装置130は、ボリュームクランプ法の機能を実施し得る。
図3Aを参照すると、2人の異なる患者に対応する、例としてのプレチスモグラフ信号を示す図表300Aが示されている。第1のプレチスモグラフ信号310が第1の患者から測定され、第2のプレチスモグラフ信号320が第2の患者から測定される。
したがって、患者は、彼らの指から測定されたpleth信号に対して異なるACおよびDC特徴を有する。特に、図3Aに示すように、第1の患者は大きな拍動性を有し、彼/彼女のpleth信号は高いAC規模を有するが、第2の患者のpleth信号は、拍動範囲がより小さいAC成分を有する。plethサーボモードにある制御システムが、pleth信号において拍動性が大きくAC規模が高い患者(例えば、第1の患者)に適応するように同調されると、ゲインは、大きなpleth信号振幅での振動を防ぐように設定されなければならない。しかしながら、同じゲインを有する同じ制御システムが、pleth信号のAC成分の拍動範囲がより小さい患者(例えば、第2の患者)に使用される場合、制御システムは、拍動性が大きい患者に対して行うほど迅速または効果的には応答しないが、これは、拍動性が低い患者では、plethがはるかに低いと思われるためである。
自動同調処置により、以下でさらに詳細に説明するように、制御回路は、plethサーボモードにおいて、患者の指から測定されるACおよびDC特徴に適応し、一貫して機能するよう制御回路を同調させて、大小のpleth信号規模を有する患者に正確な圧力波形を生成することができる。
図3Bおよび図3Cを参照すると、plethサーボモードで動作する制御システムによって、同じ患者の隣り合う指において同時に生成された例としての血圧波形を示す、図表300B、300Cが示されている。いずれの図においても、第1の血圧波形330、350が、第1の組の自動同調plethサーボゲインを用いて第1の指から測定され、第2の血圧波形340、360が、第2の組の自動同調plethサーボゲインを用いて第2の指から測定される。図に示すように、各図の第1の3つの拍動にわたり、両方の血圧波形はぴったり適合しており、これは、いずれの組のplethサーボゲインも十分に同調されており、圧力信号が正しく測定されていることを示している。
図3Bの第2の3つの拍動を参照すると、第1の指の第1の組の自動同調plethサーボゲインが、第2の指の制御システムに適用されている。移行が起こると、小さなしわ342が第2の圧力波形340に見られる。第2の制御システムでのplethサーボゲインの切り替えの後、plethサーボモードで動作している第2の制御システムは、pleth信号を最適に制御せず、第1の指からの最適なplethサーボゲインが第2の指には大きすぎるので、収縮期圧344を誤って高く測定する。
図3Cの第2の3つの拍動を参照すると、第2の指からの第2の組の自動同調plethサーボゲインが、第1の指の制御システムに適用されている。移行が起こると、小さなしわ352が第1の圧力波形350に見られる。第1の制御システムでのplethサーボゲインの切り替えの後、plethサーボモードで動作している第1の制御システムは、pleth信号を最適に制御せず、第2の指からの最適なplethサーボゲインが第1の指には小さすぎるので、収縮期圧354を誤って低く測定する。
図4を参照すると、本発明の一実施形態による、圧力サーボおよびplethサーボゲインを決定するための例としての方法を示す図表400が示されている。以下の動作は、血圧がモニタリングされる患者がフィンガーカフを着けた後で、実行される。トレース412が経時的なシステム圧力を示し、トレース414が経時的なpleth信号応答を示す。第1の領域422では、第1の開ループ圧力インパルスが適用され、圧力対時間応答がモニタリングされる。圧力対時間応答は、以下でさらに詳細に説明するように、図5Aではトレース512として、図5Bではトレース520としてさらに示される。開ループインパルスおよび応答は、制御ループ動作が休止した(すなわち、制御回路230が開ループモードにある)ときに、適用されたインパルス、および測定された応答を指すことを認識されたい。圧力対時間応答に基づいて、圧力サーボモードの適切なゲインが決定され得る(すなわち、圧力サーボは、決定されたゲインに基づいて適応して同調され得る)。
第2の領域424では、制御回路230が閉ループ圧力サーボモードにある間に、閉ループ圧力インパルスが、フィードバックを用いて適用されて、カフにおける、制御された所定の圧力値をもたらし、pleth信号応答がモニタリングされる。pleth信号応答は、以下でさらに詳細に説明するように、図5Cではトレース532として、図5Dではトレース540として示されている。閉ループインパルスおよび応答は、制御回路が閉ループ圧力サーボモードで動作しているときに、適用されたインパルス、および測定された応答を指すことを認識されたい。pleth信号応答に基づいて、plethサーボモードの適切なゲインが決定され得る。
その後、第3の領域426では、適切な圧力波形が、患者の血圧を測定するために患者の指に同調された閉ループplethサーボモードで動作している制御回路により生成され得る。
図5A～図5Bを参照すると、本発明の実施形態による、圧力サーボゲインを決定するための例としての方法を示す図表500A～500Bが示されている。図5Aに示すように、圧力信号トレース512は、図4の第1の領域422におけるトレース412に対応する。圧力サーボゲインは、圧力信号トレース512の動的応答特徴の関数として決定され得る。圧力サーボゲインを計算するのに使用される応答特徴は、ターンオン遅延時間515、応答の1つまたは複数の部分(サブセット)中の圧力信号トレースの時間変化率513、応答の1つまたは複数の部分(サブセット)中の信号変化の大きさ514、ならびに応答の複数の部分(サブセット)にわたる時間変化率および信号変化の大きさの変動516を含み得る。
図5Bは、第1の領域422における圧力信号トレースの別の図を示す。特に、圧力信号トレース520は、図4の第1の領域422におけるトレース412に対応する。第1のパラメータ521が、ターンオン遅延および立ち上がりの傾斜(rise slope)の影響をキャプチャし、第2のパラメータ522が、応答のDCゲインおよび立ち上がりの傾斜の影響をキャプチャする。したがって、圧力サーボゲインは、第1のパラメータ521および第2のパラメータ522に基づいて決定され得る。第1のパラメータ521および第2のパラメータ522は、時定数である。一実施形態では、plethサーボは、ポンプ駆動信号が計算される、4つのゲイン、すなわち比例ゲインP、積分ゲインI、微分ゲインD、およびグローバルゲインGを有する、PIDサーボである。PIDゲインは、以下の等式に従って、2つの時定数、第1のパラメータ521、T1、および第2のパラメータ522、T2から計算され得る。
D=kD・T2 [等式3]
式中、kP、kI、kD、kGG、およびkGPは定数であり、P1およびP2は、図5Aに示すように信号変化の大きさ514である。
いくつかの実施形態では、異なる組の定数kP、kI、kD、kGG、およびkGPを使用することが有利となり得る。これらの組の定数は、カフのサイズなどのシステムの機械的構成を含むさまざまな事柄に基づいて、選択され得る。
図5Aおよび等式1～4に示されるように、圧力応答から圧力サーボPID係数を計算する方法は、pleth応答からplethサーボPID係数を計算することにも適用され得る。
図5C～図5Dを参照すると、本発明の実施形態による、plethサーボゲインを決定するための代替的な例としての方法を示す図表500C～500Dが示されている。図5Cに示すように、pleth信号トレース532は、図4の第2の領域424におけるトレース414に対応する。plethサーボゲインは、pleth信号トレース532の動的応答特徴の関数として決定され得る。plethサーボゲインを計算するのに使用される応答特徴は、ターンオン遅延時間、応答の1つまたは複数の部分(サブセット)中のpleth信号トレースの時間変化率、応答の1つまたは複数の部分(サブセット)中の信号変化の大きさ、ならびに応答の複数の部分(サブセット)にわたる時間変化率および信号変化の大きさの変動を含み得る。
図5Dは、第2の領域424におけるpleth信号トレースの別の図を示す。特に、圧力信号トレース540は、図4の第2の領域424におけるトレース414に対応する。第3のパラメータ541は、pleth信号の時間変化率をキャプチャする。第4のパラメータ542、第5のパラメータ543、および第6のパラメータ544は、高速変化、中間の変化、および緩やかな変化の時間動態をキャプチャする時定数である。第7のパラメータ545は、信号変化の大きさをキャプチャする。したがって、plethサーボゲインは、5つのパラメータ541(傾斜2)、542(L1)、543(L2)、544(L3)、および545(Pleth2-Pleth1)に基づいて決定され得る。一実施形態では、plethサーボは、ポンプ駆動信号が計算される、4つのゲイン、すなわち比例ゲインP、積分ゲインI、微分ゲインD、およびグローバルゲインGを有する、PIDサーボである。PIDゲインは、以下の等式に従って、5つのパラメータ541、542、543、544、および545から計算され得る。
P=kP・傾斜2 [等式5]
I=kI・傾斜2・(L2+L3) [等式6]
D=kD・L1 [等式7]
式中、kP、kI、kD、kGG、およびkGPは定数であり、Pleth1およびPleth2は、図5Cに示すように信号変化の大きさである。
いくつかの実施形態では、異なる組の定数kP、kI、kD、kGG、およびkGPを使用することが有利となり得る。これらの組の定数は、カフのサイズなどのシステムの機械的構成、LEDへの駆動信号もしくはPD増幅器のゲイン設定などのシステムの電気的構成、またはACもしくはDC pleth信号などの患者の生理機能の側面を含むさまざまな事柄に基づいて、選択され得る。
図6Aを参照すると、本発明の一実施形態による、圧力サーボゲインを同調させるための例としての方法600Aを示すフローチャートが示されている。ブロック610では、開ループ圧力インパルスが適用され得、圧力対時間応答が測定され得る。ブロック620では、圧力対時間応答から、ブラダー212の圧力応答における遅延を補償する圧力サーボゲインが、決定され得る。圧力サーボシステムによる自動同調は、患者の指へのフィンガーカフの実際の取り付けをさらに補償し得る。
詳細に説明してきたように、これまでの図面および説明を参照すると、制御回路が実装された適応同調システムは、開ループ圧力インパルスを適用し、圧力対時間応答を測定し、圧力対時間応答から、ブラダー212の圧力応答における遅延を補償する圧力サーボゲインを決定することができる。自動同調圧力サーボゲインは、圧力サーボモードで使用されて、最適なplethサーボゲインをさらに決定することができ、plethサーボゲインは、ボリュームクランプ法を利用する血圧測定システムによって患者の血圧を測定する際に使用され得る。
図6Bを参照すると、本発明の一実施形態による、plethサーボゲインを同調させるための例としての方法600Bを示すフローチャートが示されている。ブロック630では、開ループ圧力インパルスが適用され得、pleth対時間応答が測定され得る。ブロック640では、pleth対時間応答から、患者の血圧を測定する際に使用される患者の指のpleth応答における遅延を補償するplethサーボゲインが、決定され得る。plethサーボゲインの自動同調は、患者の指の生理機能と最適に相互作用する(例えば、これに適応する)ことができ、plethサーボモードで動作している制御回路が、患者の指からのpleth信号の測定されたACおよびDC特徴に適応し、エラーを調節することを可能にし得る。
図6Cを参照すると、本発明の一実施形態による、plethサーボゲインを同調させるための別の例としての方法600Cを示すフローチャートが示されている。ブロック650では、制御回路が圧力サーボモードで動作しているときに閉ループインパルスが適用され得、pleth信号応答がモニタリングされ得る。ブロック620において決定される圧力サーボゲインは、圧力サーボモードで動作している制御回路に適用され得る。言い換えれば、閉ループ圧力インパルスが、方法600Aに従って自動同調されていた圧力サーボゲインを用いて、ブロック650において適用され得る。ブロック660では、pleth信号応答から、患者の血圧を測定する際に使用される患者の指のpleth応答における遅延を補償するplethサーボゲインが、決定され得る。指組織の粘弾性応答および動脈の血流も、plethサーボゲインの自動同調によって補償され得る。plethサーボゲインの自動同調は、患者の指の生理機能と最適に相互作用する(例えば、これに適応する)ことができ、plethサーボモードで動作している制御回路が、患者の指からのpleth信号の測定されたACおよびDC特徴に適応し、エラーを調節することを可能にし得る。
詳細に説明してきたように、これまでの図面および説明を参照すると、制御回路が実装された適応同調システムは、制御回路が圧力サーボモードで動作しているときに第2の閉ループインパルスを適用することができ、pleth信号応答がモニタリングされ、pleth信号応答から、患者の血圧を測定する際に使用されるブラダー212のpleth応答における遅延を補償するplethサーボゲインが決定され得る。指組織の粘弾性応答および動脈の血流も、plethサーボゲインの自動同調によって補償され得る。これらの機能に基づいて、plethサーボゲインの自動同調は、患者の指へのフィンガーカフの実際の取り付けを補償するように適用され得る。特に、plethサーボゲインの自動同調は、患者の指の生理機能と最適に相互作用する(例えば、これに適応する)ように適用され得る。plethサーボゲインの自動同調により、plethサーボモードで動作している制御回路が、患者の指からのpleth信号の測定されたACおよびDC特徴に適応し、エラーを調節することを可能にする。
圧力サーボゲインおよびplethサーボゲインの自動同調は、患者の血圧測定を最適にするために、動作中に時々、または定期的に反復され得ることを認識されたい。
図7を参照すると、例としての制御回路700を示すブロック図が示されている。制御回路700は、制御回路230の実装の非限定的な実施例を表すことを認識されたい。図7では不図示である制御回路230の他の実装(例えば、PIDコントローラ)も可能である。制御回路700は、プロセッサ710と、メモリ720と、バス740と接続された入力/出力インターフェース730と、を含み得る。プロセッサ710の制御下で、データが、入力/出力インターフェース730を通じて外部ソースから受信され、メモリ720に記憶され得、かつ/または、メモリ720から入力/出力インターフェース730を通じて外部目的地まで送信され得る。プロセッサ710は、メモリ720に記憶されたデータを処理するか、加えるか、除去するか、変更するか、または別様に操作することができる。さらに、コードがメモリ720に記憶され得る。コードは、プロセッサ710によって実行されると、プロセッサ710に、データ操作および/もしくは送信に関する動作、ならびに/または任意の他の可能な動作を実行させることができる。
したがって、本開示の実施形態は、その圧力サーボゲインおよびplethサーボゲインを適応的に自動同調させることができる、ボリュームクランプに基づく血圧測定システムを提供する。圧力サーボゲインの自動同調は、オプションとして、開ループ圧力インパルスに対する、測定された圧力対時間応答に基づき、plethサーボゲインの自動同調は、オプションとして、開ループインパルスまたは閉ループインパルスのいずれかに対する測定されたpleth信号応答に基づく。本明細書に記載される適応的な血圧測定システムは、広範囲のプレチスモグラフ信号および指の機械的応答度に適応し得る。
特に、圧力コントローラを適応的に同調させることにより、システムは、1)指へのカフの適合の幅広い変化(例えば、皮膚と相互作用する加圧されたブラダー内部における空気体積の変化)に適応し、2)ポンプ効率および流量の幅広い変化に適応し、かつ3)指の特性(例えば、組織の有効バルク弾性率、血液量の変化および/または皮膚/胼胝厚さ)の幅広い変化で一定のレベルの性能を達成することができる。
さらに、plethサーボゲインを適応的に同調させることにより、ボリュームクランプシステムは、1)広範囲の血液量、および動脈と静脈の血液割合の変化に適応し、システムが、より大きな患者集団で有効に動作することを可能にし、かつ2)静止コントローラで可能になるよりも広い範囲の指の直径、形状および/または光吸収レベルに適応することができる。さらに、患者の生理機能または心臓の高さに対する手の位置の変化により生じ得る、指の生理学的変化に応答するシステム性能は、plethサーボゲインの適応同調により改善され得る。
本発明の範囲から逸脱せずに改作を行い得ることを認識されたい。例えば、測定されたステップ応答に対する制御ゲインの代替的な定義を使用し得る。別の実施例として、制御システムゲインは、動作中のポンプコマンド信号の関数として計算され得る。さらに別の実施例として、制御システムゲインは、動作中の圧力またはプレチスモグラフ信号における低レベルの振動の関数として計算され得る。
これまで説明した発明の態様は、プロセッサ、回路、コントローラ、制御回路など(例えば、図7のプロセッサ710)による命令の実行と共に実施され得ることを認識されたい。ある実施例として、制御回路は、プログラム、アルゴリズム、ルーチン、または命令の実行の制御下で動作して、これまで説明した発明の実施形態による方法またはプロセス(例えば、図6A～図6Cの方法600A～600C)を実行することができる。例えば、そのようなプログラムは、(例えば、メモリおよび/もしくは他の場所に記憶された)ファームウェアまたはソフトウェアにおいて実装され得、プロセッサ、制御回路、および/または他の回路によって実装され得、これらの用語は互換的に使用されている。さらに、プロセッサ、マイクロプロセッサ、回路、制御回路、回路基板、コントローラ、マイクロコントローラなどの用語は、本発明の実施形態を実行するのに利用され得る、ロジック、コマンド、命令、ソフトウェア、ファームウェア、機能性などを実行することができる、任意のタイプのロジックまたは回路を指すことを認識されたい。
本明細書に開示される実施形態に関連して説明されたさまざまな例示的な論理ブロック、プロセッサ、モジュール、および回路は、本明細書に記載される機能を実行するように設計された、汎用プロセッサ、特殊プロセッサ、回路、マイクロコントローラ、デジタル信号プロセッサ(DSP)、特定用途向け集積回路(ASIC)、フィールドプログラマブルゲートアレイ(FPGA)もしくは他のプログラマブル論理デバイス、別個のゲートもしくはトランジスターロジック、別個のハードウェアコンポーネント、またはそれらの任意の組合せで実装または実行され得る。プロセッサは、マイクロプロセッサ、または任意の従来のプロセッサ、コントローラ、マイクロコントローラ、回路、もしくは状態マシンとすることができる。プロセッサは、コンピューティングデバイスの組合せ、例えば、DSPとマイクロプロセッサとの組合せ、複数のマイクロプロセッサ、DSPコアと結合させた1つもしくは複数のマイクロプロセッサ、または任意の他のそのような構成として実装されることもできる。
本明細書に開示される実施形態に関連して記載された方法またはアルゴリズムのステップは、ハードウェア、プロセッサによって実行されるソフトウェアモジュール/ファームウェア、またはそれらの任意の組合せにおいて、直接具体化され得る。ソフトウェアモジュールは、RAMメモリ、フラッシュメモリ、ROMメモリ、EPROMメモリ、EEPROMメモリ、レジスタ、ハードディスク、リムーバブルディスク、CD-ROM、または当技術分野で既知の任意の他の形態の記憶媒体に存在し得る。例示的な記憶媒体は、プロセッサに連結され、そのようなプロセッサは、記憶媒体から情報を読み取り、記憶媒体に情報を書き込むことができる。別の方法では、記憶媒体は、プロセッサと一体とすることができる。
開示された実施形態のこれまでの説明は、当業者が本発明を行うか、または使用することを可能にするために提供されている。これらの実施形態に対するさまざまな改変は、当業者に容易に明らかとなり、本明細書に定義される一般的な原理は、本発明の趣旨または範囲から逸脱せずに、他の実施形態にも適用され得る。よって、本発明は、本明細書に示される実施形態に限定されることを意図しておらず、本明細書に開示される原理および新奇な特徴と一致する最も広い範囲を与えられる。
102 血圧測定装置
104 フィンガーカフ
110 表面
112 アームレスト
120 血圧測定コントローラ
122 フィンガーカフコネクタ
123 取り付けブレスレット
130 患者モニタリング装置
132 電力/データケーブル
134 心臓リファレンスセンサ(HRS)
136 HRSコネクタ
200 環境
210 フィンガーカフ
212 膨張可能なブラダー
214 LED-PD対
220 圧力生成および調整システム
230 制御回路
235 開ループモード
245 閉ループ圧力サーボモード
255 閉ループplethサーボモード
310 第1のプレチスモグラフ信号
320 第2のプレチスモグラフ信号
330 第1の血圧波形
340 第2の血圧波形
342 しわ
344 収縮期圧
350 第1の血圧波形
352 しわ
354 収縮期圧
360 第2の血圧波形
412 トレース
414 トレース
422 第1の領域
424 第2の領域
426 第3の領域
512 トレース
513 時間変化率
514 信号変化の大きさ
515 ターンオン遅延時間
516 変動
520 トレース
521 第1のパラメータ
522 第2のパラメータ
532 トレース
540 トレース
541 第3のパラメータ
542 第4のパラメータ
543 第5のパラメータ
544 第6のパラメータ
545 第7のパラメータ
600A 方法
600B 方法
600C 方法
700 制御回路
710 プロセッサ
720 メモリ
730 入力/出力インターフェース
740 バス

Claims (36)

  1. ボリュームクランプ法を利用する血圧測定システムによって、患者の動脈における前記患者の血圧を測定する際に使用される、前記患者の指に接続可能なフィンガーカフに、制御システムを通じた適応同調を提供するシステムであって、前記フィンガーカフは、
    前記血圧測定システムによって実施される前記ボリュームクランプ法において前記患者の動脈におけるpleth信号の測定を実施するためにLED-PD対を形成するように、前記フィンガーカフに収容された発光ダイオード(LED)およびフォトダイオード(PD)と、
    前記患者の指および前記患者の動脈への圧力を加えるブラダーと、を含み、前記フィンガーカフが前記患者の指の周りに置かれると、前記ブラダーおよび前記LED-PD対は、前記ボリュームクランプ法を利用する前記血圧測定システムによる前記患者の血圧の測定に役立ち、
    前記適応同調システムは、
    第1の圧力インパルスを適用し、pleth対時間応答を測定し、
    前記pleth対時間応答から、前記指のpleth応答における遅延を補償するplethサーボゲインを決定し、
    前記ボリュームクランプ法を利用する前記血圧測定システムによって前記患者の血圧を測定する際に前記制御システムにおいて前記決定されたplethサーボゲインを使用する、システム。
  2. 前記plethサーボゲインは、前記第1の圧力インパルスに対する前記pleth信号の動的応答特徴に基づいて決定され、前記動的応答特徴は、ターンオン遅延時間、前記応答の1つまたは複数の部分中のpleth信号トレースの時間変化率、前記応答の1つまたは複数の部分中の信号変化の大きさ、および前記応答の複数の部分にわたる前記時間変化率または信号変化の大きさの変動のうちの少なくとも1つを含む、請求項1に記載のシステム。
  3. 前記決定されたplethサーボゲインは、前記患者の指組織の粘弾性応答および前記動脈の血流をさらに補償する、請求項1または2に記載のシステム。
  4. 前記決定されたplethサーボゲインは、前記患者の指への前記フィンガーカフの実際の取り付けをさらに補償する、請求項1から3のいずれか一項に記載のシステム。
  5. 前記決定されたplethサーボゲインは、前記制御システムが、前記患者の指の生理機能に適応することをさらに可能にする、請求項1から4のいずれか一項に記載のシステム。
  6. 前記決定されたplethサーボゲインは、前記制御システムが、前記患者の指からの前記pleth信号の測定されたACおよびDC特徴に適応し、エラーを調節することをさらに可能にする、請求項1から5のいずれか一項に記載のシステム。
  7. 前記plethサーボゲインの前記決定は、患者の血圧測定を最適にするために、動作中に定期的に反復される、請求項1から6のいずれか一項に記載のシステム。
  8. 係数が、前記plethサーボゲインを決定するのに使用され、前記係数は、可変であり、前記患者の生理機能に左右される、請求項1から7のいずれか一項に記載のシステム。
  9. 前記係数は、前記患者の指からの前記pleth信号の測定されたACおよびDC特徴に基づいて決定される、請求項8に記載のシステム。
  10. 前記第1の圧力インパルスは、前記制御システムが圧力サーボモードで動作しているときに適用され、前記ブラダーによって加えられる前記圧力を一定に保つ、閉ループインパルスである、請求項1から9のいずれか一項に記載のシステム。
  11. 前記適応同調システムは、前記制御システムが前記圧力サーボモードで動作しているときに使用される圧力サーボゲインをさらに決定し、これは、
    第2の圧力インパルスを適用し、圧力対時間応答を測定するステップであって、前記第2の圧力インパルスは開ループインパルスである、ステップと、
    前記圧力対時間応答から、前記ブラダーの圧力応答における遅延を補償する前記圧力サーボゲインを決定するステップと、を含む、請求項10に記載のシステム。
  12. 前記圧力サーボゲインは、前記第2の圧力インパルスに対する前記圧力信号の動的応答特徴に基づいて決定され、前記動的応答特徴は、ターンオン遅延時間、前記応答の1つもしくは複数の部分中の圧力信号トレースの時間変化率、前記応答の1つもしくは複数の部分中の信号変化の大きさ、または前記応答の複数の部分にわたる前記時間変化率もしくは信号変化の大きさの変動のうちの少なくとも1つを含む、請求項11に記載のシステム。
  13. 前記決定された圧力サーボゲインは、前記患者の指への前記フィンガーカフの実際の取り付けをさらに補償する、請求項11または12に記載のシステム。
  14. 前記決定された圧力サーボゲインは、前記制御システムが、前記患者の指の生理機能に適応することをさらに可能にする、請求項11から13のいずれか一項に記載のシステム。
  15. 前記圧力サーボゲインの前記決定は、患者の血圧測定を最適にするために、動作中に定期的に反復される、請求項11から14のいずれか一項に記載のシステム。
  16. 係数が、前記圧力サーボゲインを決定するのに使用され、前記係数は、可変であり、圧力システム特徴に左右される、請求項11から15のいずれか一項に記載のシステム。
  17. 前記係数は、前記フィンガーカフのブラダーのサイズに少なくとも部分的に基づいて決定される、請求項16に記載のシステム。
  18. 前記第1の圧力インパルスは、前記制御システムが開ループモードで動作しているときに適用される開ループインパルスである、請求項1から9のいずれか一項に記載のシステム。
  19. ボリュームクランプ法を利用する血圧測定システムによって、患者の動脈における前記患者の血圧を測定する際に使用される、前記患者の指に接続可能なフィンガーカフに、制御システムを通じた適応同調を提供する方法であって、
    前記フィンガーカフは、前記血圧測定システムによって実施される前記ボリュームクランプ法において前記患者の動脈におけるpleth信号の測定を実施するためにLED-PD対を形成するように、前記フィンガーカフに収容された発光ダイオード(LED)およびフォトダイオード(PD)と、前記患者の指および前記患者の動脈への圧力を加えるブラダーと、を含み、前記フィンガーカフが前記患者の指の周りに置かれると、前記ブラダーおよび前記LED-PD対は、前記ボリュームクランプ法を利用する前記血圧測定システムによる前記患者の血圧の測定に役立ち、
    前記制御システムを利用すると、前記適応同調の方法は、
    第1の圧力インパルスを適用し、pleth対時間応答を測定し、
    前記pleth対時間応答から、前記指のpleth応答における遅延を補償するplethサーボゲインを決定し、
    前記ボリュームクランプ法を利用する前記血圧測定システムによって前記患者の血圧を測定する際に前記制御システムにおいて前記決定されたplethサーボゲインを使用する、方法。
  20. 前記plethサーボゲインは、前記第1の圧力インパルスに対する前記pleth信号の動的応答特徴に基づいて決定され、前記動的応答特徴は、ターンオン遅延時間、前記応答の1つまたは複数の部分中のpleth信号トレースの時間変化率、前記応答の1つまたは複数の部分中の信号変化の大きさ、および前記応答の複数の部分にわたる前記時間変化率または信号変化の大きさの変動のうちの少なくとも1つを含む、請求項19に記載の方法。
  21. 前記決定されたplethサーボゲインは、前記患者の指組織の粘弾性応答および前記動脈の血流をさらに補償する、請求項19または20に記載の方法。
  22. 前記決定されたplethサーボゲインは、前記患者の指への前記フィンガーカフの実際の取り付けをさらに補償する、請求項19から21のいずれか一項に記載の方法。
  23. 前記決定されたplethサーボゲインは、前記制御システムが、前記患者の指の生理機能に適応することをさらに可能にする、請求項19から22のいずれか一項に記載の方法。
  24. 前記決定されたplethサーボゲインは、前記制御システムが、前記患者の指からの前記pleth信号の測定されたACおよびDC特徴に適応し、エラーを調節することをさらに可能にする、請求項19から23のいずれか一項に記載の方法。
  25. 前記plethサーボゲインの前記決定は、患者の血圧測定を最適にするために、動作中に定期的に反復される、請求項19から24のいずれか一項に記載の方法。
  26. 係数が、前記plethサーボゲインを決定するのに使用され、前記係数は、可変であり、前記患者の生理機能に左右される、請求項19から25のいずれか一項に記載の方法。
  27. 前記係数は、前記患者の指からの前記pleth信号の測定されたACおよびDC特徴に基づいて決定される、請求項26に記載の方法。
  28. 前記第1の圧力インパルスは、前記制御システムが圧力サーボモードで動作しているときに適用され、前記ブラダーによって加えられる前記圧力を一定に保つ、閉ループインパルスである、請求項19から27のいずれか一項に記載の方法。
  29. 前記制御システムは、前記制御システムが前記圧力サーボモードで動作しているときに使用される圧力サーボゲインをさらに決定し、
    第2の圧力インパルスを適用し、圧力対時間応答を測定するステップであって、前記第2の圧力インパルスは開ループインパルスである、ステップと、
    前記圧力対時間応答から、前記ブラダーの圧力応答における遅延を補償する前記圧力サーボゲインを決定するステップと、を含む、請求項28に記載の方法。
  30. 前記圧力サーボゲインは、前記第2の圧力インパルスに対する前記圧力信号の動的応答特徴に基づいて決定され、前記動的応答特徴は、ターンオン遅延時間、前記応答の1つもしくは複数の部分中の圧力信号トレースの時間変化率、前記応答の1つもしくは複数の部分中の信号変化の大きさ、または前記応答の複数の部分にわたる前記時間変化率もしくは信号変化の大きさの変動のうちの少なくとも1つを含む、請求項29に記載の方法。
  31. 前記決定された圧力サーボゲインは、前記患者の指への前記フィンガーカフの実際の取り付けをさらに補償する、請求項29または30に記載の方法。
  32. 前記決定された圧力サーボゲインは、前記制御システムが、前記患者の指の生理機能に適応することをさらに可能にする、請求項29から31のいずれか一項に記載の方法。
  33. 前記圧力サーボゲインの前記決定は、患者の血圧測定を最適にするために、動作中に定期的に反復される、請求項29から32のいずれか一項に記載の方法。
  34. 係数が、前記圧力サーボゲインを決定するのに使用され、前記係数は、可変であり、圧力システム特徴に左右される、請求項29から33のいずれか一項に記載の方法。
  35. 前記係数は、前記フィンガーカフのブラダーのサイズに少なくとも部分的に基づいて決定される、請求項34に記載の方法。
  36. 前記第1の圧力インパルスは、前記制御システムが開ループモードで動作しているときに適用される開ループインパルスである、請求項19から27のいずれか一項に記載の方法。
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