JP2009545356A - 患者の動脈系からパルス波の通過を検出するセンサー - Google Patents

Abstract

血圧及び／又は患者の他の生体信号を測定するために使い勝手の良い技術を提供するため、患者の動脈系からのパルス波の通過を検出するセンサーを提供する。前記センサーは、患者の身体の外部の検知位置に設置され、前記センサーは、−パルス波が前記検知位置の下のスクリーニングされる部分を通過した場合に、誘導結合の特性が変化するよう、前記患者の身体と前記誘導結合を生成する複数の電気コイル、及び−前記複数の電気コイルと接続され、前記誘導結合の前記特性の変化を検出する回路、を有する。

Description

本発明は、患者の動脈系からパルス波の通過を検出するセンサー及び方法に関する。更に、本発明は、患者の身体の外部に取り付けられる非侵襲性の測定システム、及び患者の種々の生体信号を決定する方法に関する。

血圧（ＢＰ）は、最も重要な生理的パラメータの１つである。血圧は、医療診断、予防、及び疾病管理システムにおいて重要な役割を担う。血圧は循環器疾病及び腎疾患の独立危険因子である。２００６年には、米国の成人の６５００万人が、高血圧症を患っており、収縮期血圧＞１４０ｍｍＨｇ、拡張期血圧＞９０ｍｍＨｇであり、及び／又は抗高血圧薬を服用している。更に、米国の成人の４分の１は前高血圧の状態である。これらの数値は、高血圧が大きな社会負担を生じていることを示している。また、血圧監視及び治療のために新たな方法が提案されている。病院での地点測定に加え、血圧測定を、家庭での連続的な監視に拡張することが推奨される。

幾つかの確立された方法及び装置は、非侵襲性に測定されたＢＰ値を提供する。例えば血圧計を用いる方法（聴診法）、自己測定のために最も広く知られた技術である振動測定法を用いる方法、圧力測定又はＰｅｎａｚのフィンガー・カフ法がある。これら全ての方法は血圧計バンドを用い、患者の身体に外圧を加えなければならない。

指導を受けずに行うＢＰ測定は、不明確な測定条件により測定に人為的な影響（例えば、室温の変化、血圧計バンドの位置及び大きさ）を生じ易く、及び／又は患者が正しく規則に従わない場合もある（測定前の５分間は安静にする、患者の位置が正しくない等）。

近年の研究は、動脈圧ＢＰと動脈系を伝搬するパルス波（ＰＷＶ）の速度との間の良好な相関を示しており、ＢＰの心拍間隔を決定することができる。この技術は、測定のための血圧計バンドを必要とせず、患者の身体に外圧を加える必要もない。動脈におけるＢＰ及びＰＷＶの単純な関係は、流体力学論で知られるMoens-Kortewegの式から導出される。

ここで、ｃはパルス波の速度、Ｅ_ｔは動脈の接線弾力性係数、ｐは血液密度、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さを示す。ＢＰとＰＷＶの関係は、弾力係数ＥｔのＢＰとの依存関係により求められる。例えば米国では４４２５９２０である。

ＰＷＶは、脈圧が動脈系で特定の距離を伝達する時間を測定することにより決定される。この伝達時間は、パルス伝搬時間（ＰＴＴ）と称され、従来ＰＴＴを測定する多くの方法が知られている。例えば、パルスが距離ｄにある２地点を通過する時間差を測定することにより、心電図（ＥＣＧ）信号のＲピーク間の時間差を測定することにより、及び身体の特定の位置でプレチスモグラフィー・センサーから動脈を通過するパルスを測定することにより、測定できる。従って、ＰＴＴはＰＷＶの代わりに用いられる。

従来から、多数のＰＴＴ測定が知られている。例えば以下の方法がある。
−ＥＣＧと光電脈波（ＰＰＧ）とを組み合わせて使用する方法。この方法では、ＰＴＴはＲピークとＰＰＧの特徴点との間の時間差により求められる。
−ＥＣＧとレーザー・ドップラー血流測定とを組み合わせて使用する方法。−ＥＣＧと片腕の生体抵抗測定とを組み合わせて使用する方法。（ＩＰＧ、インピーダンス・プレチスモグラフィー）。この方法では、ＰＴＴはＲピークとＩＰＧの特徴点との間の時間差により求められる（例えば、米国の患者では６６４８８２８）。
−ＥＣＧと超音波血流測定とを組み合わせて使用する方法。
−胸部及びＩＰＧのインピーダンス・カルジオグラフィーを組み合わせて使用する方法。
−距離ｄにある２点間の「局所的」ＰＴＴ値を測定する方法。例えば最初のＰＰＧ測定で手首、２回目のＰＰＧ測定で指を測定する。

これら全ての方法は幾つかの欠点を有する。超音波センサーは、正しく機能するために接触用のジェルを必要とする。インピーダンス及びＥＣＧ測定は、通常は皮膚に接着される必要がある電極を用いて行う必要がある。ＰＰＧ及びレーザー・ドップラー・センサ―は、動脈が皮膚に接近している身体の位置に設置される必要がある。「局所的」ＰＰＴ値の測定は、手首から指の距離が短いために精度が悪い。この精度の悪さは動脈が皮膚に接近している必要があるために引き起こされる。

ＥＣＧ信号に基づくＰＰＴ測定は、心臓の電気的機能が機械的測定に関係するという欠点を有する。前駆時間（ＰＥＰ）、心筋の等容性収縮時間は、ＢＰと関係なく、ＰＴＴに大きな影響を与える。

本発明の目的は、ＢＰ及び／又は患者の他の生体信号を測定する、上述の欠点を回避する使用が容易な技術を提供することである。

上述の目的は、本発明のセンサーによって達成される。当該センサーは、患者の動脈系からのパルス波の通過を検出し、前記センサーは、患者の身体の外部の検知位置に設置され、前記センサーは、−パルス波が前記検知位置の下のスクリーニングされる部分を通過した場合に、誘導結合の特性が変化するよう、前記患者の身体と前記誘導結合を生成する複数の電気コイル、及び−前記複数の電気コイルと接続され、前記誘導結合の前記特性の変化を検出する回路、を有する。

上述の目的は、本発明の方法により達成される。当該方法は、患者の動脈系からパルス波の通過を検出し、前記方法は、−パルスが検知位置の下のスクリーニングされる部分を通過した場合に、誘導結合の特性が変化するよう、複数の電気コイルと前記患者の身体との間の前記誘導結合を生成する段階、及び−前記誘導結合の特性の変化を検出する段階、を有する。

上述の目的は、本発明の種々の非侵襲性測定システムにより達成される。当該非侵襲性測定システムは、以下に詳細に説明されるセンサーを用いる。

更に、上述の目的は、本発明のコンピューター・プログラムにより達成される。当該コンピューター・プログラムは、患者の動脈系からパルス波の通過を検出し、検出する間に、パルスが検知位置の下のスクリーニングされる部分を通過した場合に、誘導結合の特性が変化するよう、複数の電気コイルと前記患者の身体との間の前記誘導結合が生成され、前記プログラムは、コンピューターで実行されると、前記誘導結合の特性の変化を検出するコンピューター命令を有する。

本発明による必要な技術的効果は、本発明によるコンピューター・プログラムの命令に基づき実現される。このようなコンピューター・プログラムは、ＣＤ−ＲＯＭのような単体に格納されるか、又はインターネット若しくは別のコンピューター・ネットワークを介し利用可能である。実行する前に、コンピューター・プログラムは、例えばＣＤ−ＲＯＭプレーヤーを用い又はインターネットから読み出し、そしてコンピューターのメモリーに格納することにより、担体からコンピューターに読み込まれる。コンピューターは、特に中央演算処理装置（ＣＰＵ）、バス・システム、メモリー手段、例えばＲＡＭ又はＲＯＭ、記憶手段、例えばフロッピー・ディスク又はハード・ディスク装置、及び入力／出力装置を含む。或いは、本発明の方法は、例えば１又は複数の集積回路を用いてハードウェアで実施される。

本発明の基本的な考えは、パルス波の通過を検出するための磁気誘導の原理を用いることである。提案されたセンサーは、特定の身体位置に配置され、パルスの通過を表す特定の変化を検出する。これらのパラメータは、血液容量、形状、導電率である。血液の導電率は血液の速度に依存するので、パルス波が通過すると血液の導電率は変化する。同時に、パルス波が通過（拡張と収縮）すると及びスクリーニングされる部分の血液容量が変化するので、通過血管の形状は変化する。

換言すると、スクリーニングされる部分の血液容量の変化、検知位置の下の、つまりセンサーの位置の下の形状の変化及び導電率の変化は、スクリーニングされる身体部分の範囲内で、検知される。これらの変化を検知するために、センサーは、複数の電気コイル、つまり１又は複数の電気コイルを、適切な電子駆動回路と共に有する。パルス波は、磁気誘導の原理を用いて検出される。上述の変化は、患者の身体とパルスの検出に用いられるセンサー・コイルとの間の磁気結合の累積変化を生じる。検出されたパルス波に基づき、ＰＴＴ及び／又はＰＷＶが決定される。ＢＰのパルス波が検出され、これらの値は、患者のＢＰを決定するために用いられる。

本発明では、ＢＰ及び他の生体パラメータの非接触、非侵襲性測定が可能である。血圧計バンドは必要ない。提案されたセンサーは、皮膚に接着する必要がなく、接触ジェルも必要ない。センサーの位置は、皮膚に近い動脈の位置に限定されない。身体の深層部にある動脈からのパルス波も検出可能である。

更に、センサーが心臓位置の近くに配置される場合、センサーの信号は、心臓のポンプ周期の間に心臓の瞬間的な機械的な運動に関する情報を含む。これは、パルス波が心臓から外部の動脈へ伝搬し始める時の正確な測定を可能にする。従って、このセンサーがＢＰ測定の近位センサーとして用いられる場合、ＰＥＰの介入を回避できる。

本発明は、例えば心拍、呼吸数、パルス伝達時間の非侵襲性測定、動脈血圧の非侵襲性且つ連続的決定のために用いられる。

提案されるセンサーは、携帯可能な、装着可能な測定システムに用いられるので、使い勝手の良いＢＰ測定手順が実施可能である。

本発明は、指導されずに、長期間連続してＢＰ及び他の生体信号、心拍及び呼吸数等を監視するために使用できる。

本発明の上述の及び他の態様は、例として以下の実施例及び添付の図面を参照し詳細に説明される。

測定の一般的原理を示す。 等価回路を示す。 ２つのコイルを有する実験装置を示す。 動脈の半径の変動に依存する受信コイルの相対的信号振幅を示す。 血液容積パルスがコイル装置を通過するときの、受信コイルの相対的電圧変化を示す。 ３つのコイルを有する実験装置を示す。 単一のコイル装置の第１の回路を示す。 単一のコイル装置の第２の回路を示す。 単一のコイルの実施例での電流周波数依存性を示す。 単一のコイルの実施例での電流周波数依存性を示す。 単一のコイル装置の第３の回路を示す。 回路１０２の「サンプル」モードと「ホールド」モードの間の切替を示す。 ２つのコイル装置の回路を示す。 測定装置の例を示す。 測定装置の別の例を示す。

本発明は、誘導的な方法に基づく。図１に、単一のコイルの実施例の一般的原理が示される。測定コイル１０内の電流により生成される磁界は、患者の身体の導電性組織１１にスクリーニングされるべき渦電流を生じる（容量性導体に渦電流を生じる）。

図２は、単一のコイル装置を備えた測定システムをモデル化した等価回路である。図２は、図１の状況を標準的な電気素子を用いて示している。一次回路１２の測定コイル１０は、身体の回路１３と誘導係数Ｌ_１ｉで結合される。誘導係数Ｌ_１ｉは、主にスクリーニングされる患者の身体部分１１内部の組織、血管、及び骨の電気的特性により定められる。電気回路１２、１３の共振周波数及びインピーダンスは、スクリーニングされる身体部分１１内の変化により変化する。例えば、血液は、心拍中に赤血球の配置により異なる流速で異なる抵抗値を示す。更に、血管が膨張又は収縮するので、幾何学的変化も生じる。これらの変化は、検出され、スクリーニングされる部分のパルス波の通過を検出するために用いられる。次の式は、測定システムをモデル化するために用いられる。

ここで、Ｌ_１２はｉ＝１、ｊ＝２に対し次式で与えられる。

数学的に、図２の単一コイル装置の等価回路による一次回路１２の電流振幅は、単純な円筒状コイルの問題として次式で表現される。

ここで、Ｕ_０は発振器を駆動する振幅、Ｒ_１は一次回路の抵抗値、Ｃ_１は一次回路のキャパシタンス、Ｌ_１１は一次コイルの自己インダクタンス、Ｌ_１ｉは一次コイルと円形渦電流の結合インダクタンス、σは二次回路の伝導率（組織の導電性を表す）、及びωは角周波数である。式５から分かるように、測定可能な電流Ｉ＾は、結合係数Ｌ_１ｉ（ｔ）と導電率の変化σ（ｔ）に依存する。

実験的及び数値的方法は、患者の手首で用いられる特定のセンサー構成をモデル化するために用いられている。図３は、動脈半径の変化の検出感度を評価する実験装置を示す。２つのコイル２０、２１はコイル装置を形成し、２つのコイルの軸は互いに垂直である。磁界コイル２０Ｌ_ｅは、一次磁界を生成する。一次磁界は、Ｌ_ｅと垂直方向に配置された検知又は受信コイル２１Ｌ_ｍによりスクリーニングされる。動脈２２は、血液と同じ導電率を有する水で満たされた弾力性管によりモデル化される。血流の方向は、矢印２３により示される。管の半径Ｒは、管内の圧力を増加することにより変化する。以下の設定パラメータが用いられる。ω＝２π・４ＭＨｚ、検知コイルの半径Ｌ_ｍ＝５ｃｍ、一次コイルの半径Ｌ_ｅ＝５ｃｍ。受信コイルＬ_ｍに生じた電圧は、良く知られたロックイン方法により測定される。

図４は、図３に示された装置の実験結果を示す。特に、図４は、測定された受信コイルＬ_ｍの相対信号振幅（相対電圧変化Ｕ_ｍ／Ｕ_ｍ０（Ｒ＝Ｒ_０のときのＵ_ｍ０））を示す。相対信号振幅は、２つの異なるバックグラウンド導電率に対する管半径の相対変化に依存する。第１のバックグラウンド（第１の曲線３０）として空気が用いられる（導電率０Ｓｍ^−１）。第２のバックグラウンド（第２の曲線３１）として導電性の水が用いられ、脂肪をシミュレートする（導電率０.０４Ｓｍ^−１）。脂肪のバックグラウンドにも拘わらず、管２２の半径の変化による効果が測定可能であることが分かる。装置の寸法は、身体の別の位置、現実的な動脈の形状、例えば大腿部又は頸動脈では縮小される。

図５は、数値シミュレーションの結果を示す。シミュレーションは、現実的な寸法の実施例のモデルを用いて実行された。本シミュレーションの装置は、図３と同様であり、追加受信コイルＬ_ｍ２２１’を有する。追加受信コイルＬ_ｍ２２１’は、第１の受信コイルＬ_ｍ１２１と向かい合っている。この装置は図６に示される。以下の設定パラメータが用いられた。１次コイルの半径Ｌ_ｅ＝１５ｍｍ、検知コイルの半径Ｌ_ｍｉ＝２．５ｍｍ（一列に並べられる）、Ｌ_ｅから脂肪までの距離＝５ｍｍ、Ｌ_ｍ１からＬ_ｍ２までの距離＝１．５ｍｍ、動脈の半径＝１．５ｍｍ、方形パルスの区域＝２．５ｍｍ、空気から動脈までの距離＝１．５ｍｍ、バックグラウンドの脂肪＝０．０４Ｓｍ^−１、血液の伝導率＝０．７Ｓｍ^−１。

図５は、血液容積パルスが脂肪のバックグラウンドに対し装置を通過するときの、受信コイルＬ_ｍ１、Ｌ_ｍ２の両方の相対的電圧変化を示す。血液容積パルスが通過する間に、約５％の最大相対電圧変化がある。対照的な構成のため、２つのコイルには、２つの同一の電圧差４０が生じる。図５から分かるように、この電圧変化は簡単に検出できる。従って、提案された方法は、非常に快適な方法で血流パルスを検出するために用いられる。

磁気誘導の原理を実施するために、単一のコイル装置又は２重コイル装置が用いられる。単一のコイル装置が用いられる場合、測定は、スクリーニングされる身体部分の影響によるコイル・パラメータの変化に基づく。特に、コイル電圧とコイルを流れる電流との間の位相角の変化は、（血液のような）導体が（パルス波の形式で）コイルの位置を通過する場合に、観察される。図７は、位相角を測定する単一のコイル装置の制御回路１００を示す。ＡＣ供給点５０は、測定コイルＬ５１と抵抗器Ｒ５２の直列接続に電圧を印加する。抵抗器Ｒ５２の電圧降下は、コイルＬ５１を流れる電流に正比例する。第１の差動増幅器５３を用い、コイルＬ５１の電圧降下が決定される。第２の差動増幅器５４を用い、抵抗器Ｒ５２の電圧降下が決定される。抵抗器Ｒ５２の電圧降下は、コイルＬ５１を流れる電流の測定値である。差動増幅器５３、５４の出力信号は次式により与えられる。

上述の式では、ωは供給される交流電流Ｕ_ＡＣの角周波数を表す。φは電圧と（決定されるべき）電流の位相角を表す。Ａ_ＵとＡ_Ｉは、差動増幅器５３、５４の増幅係数である。混合器５５は、電圧Ｘ_Ｕ（電圧Ｕに比例する）と電圧Ｘ_Ｉ（電流Ｉに比例する）の積を生成する。この積はＵ_inphaseと表される。

低域通過フィルターＬＰ５６を用い、高周波数（式９の２ω）は除去され、結果として生じる出力信号Ｕ_ｏｕｔが生成される。

「理想的な」インダクタンスの場合、コイル電圧は、コイル電流よりφ＝９０°だけ進む。この「理想的な」場合には、ｃｏｓ（９０°）＝０なので、出力信号Ｕ_ｏｕｔはゼロである。コイルＬ５１ご導電性組織（図７に示されない）の誘導結合により、位相角φは減少し、出力信号Ｕ_ｏｕｔはゼロにならない。換言すると、動脈内の血液パルスは、変動するスループットで血液容量を表し、コイルＬ５１を通過し、出力信号Ｕ_ｏｕｔの振幅を変化させる。

実際には、純粋な誘導性の測定コイルＬ５１が得られない。図８に示されるように、コイルの供給ライン６０により、寄生結合が存在する。これらの結合は小さいが、結果としてキャパシタンスに影響を与える。測定コイルＬ８１と並列接続された規制キャパシターとの組み合わせは、共振回路を形成する。標準的に、このような測定コイルＬ８１の自己共振周波数は、数ＭＨｚである。換言すると、自己共振角周波数は、測定角周波数ωの周波数範囲内である。

通過するパルス波との電磁結合は、共振振幅を減衰させ、測定装置の共振周波数を乱す。これらの影響は、パルス検出にも用いられる。

単一のコイル装置をコイルの自己共振周波数で動作させる方法を以下に説明する。この目的のため、閉ループ制御回路１０１が用いられる。ＡＣ供給点Ｕ_ＡＣの代わりに、可変周波数の電圧制御発振器８２が用いられる。発振器８２は、測定コイルＬ８１と規制キャパシター（供給ライン６０）とにより形成される並列共振回路に給電する。図８では、基本バッファー増幅器８３、８４が、差動増幅器の代わりに用いられ、結果として配線の要求を低減している。しかしながら、差動増幅器が用いられてもよい。

図８に示された閉ループ制御回路では、「エラー」電圧ｅは、混合器８５と低域通過フィルター８６の結果として生じる信号である。このエラー値ｅをゼロに調整する。図７では、コイル電圧とコイル電流が９０°の位相角を示す場合には、混合器８５と低域通過フィルター５６の結果として生じる電圧がゼロに変化した。図７に示された実施例と異なり、図８に示された実施例では、更に９０°の位相シフター８７が用いられ、コイルＬ８１の電圧と電流が同相（位相角＝０°）の場合に、電圧ｅがゼロに等しくなるようにする。発振回路では、これは、動作周波数が共振周波数と等しい場合である。エラー電圧ｅがゼロでない限り、エラー電圧ｅを受信するＰＩ制御部８８は、ＰＩ制御部８８自身の出力電圧Ｕ_ｏｕｔを調整し、ＰＩ制御部８８の入力電圧がゼロ（ｅ＝０）になるようにする。換言すると、ＰＩ制御部８８は、エラー電圧ｅを用い、電圧制御発振器８２のために制御電圧Ｕ_controlを生成する。発振器８２は、エラー電圧ｅがゼロに等しくなるまで、つまり現在の共振周波数に達するまで、制御される。

ＰＩ制御部８８（比例積分調節器）の代わりに、Ｐ制御部（比例制御部）が用いられる。この例では、エラー電圧ｅの調整は最小限であり、エラー電圧ｅの値はＰ制御部の増幅係数に依存する。しかしながら、積分部を有するＰＩ制御部は、最低エラー電圧ｅを積分する。従来知られている他の制御部が用いられてもよい。

図示された装置の出力値は、発振器８２の制御電圧Ｕ_controlである。共振周波数がコイルＬ８１を通過するパルス波のために変化する場合、制御ループの制御回路は、相応して発振器８２を調整し、発振器８２の制御電圧Ｕcontrolが変化する。

図９は、単一のコイルの実施例（並列発振回路）における、φ＝０°（共振周波数ｆ_１）の場合の標準的な電流周波数依存性を示す。共振の場合、位相角はゼロである。つまり電圧と電流は同相である。換言すると、電流Ｉは、Ｉinphaseのみを有する。共振の場合の第２の出力として、図８に示されるように信号Ｘ_Ｉが用いられる。信号Ｘ_Ｉは、共振曲線の振幅に対応し、発振回路の減衰を表す。例えば血液のような導電性物質により発振回路の減衰が大きい場合、共振曲線は低い振幅を示す。

図８に示される装置は、現在の共振周波数を決定し、発振回路の減衰を決定することができる。これらの決定された値は、測定コイルＬ８１の近くの導電性物質（例えば、通過するパルス波）の存在に依存する。

別の実施例では、特に非常に測定感度の高い場合に有利な測定装置が用いられる。再び、装置は閉ループ制御回路１０２として構築される。閉ループ制御回路１０２では、発振器９２は、共振の代わりに、共振曲線２００の端の特定の点に達するよう制御される。この特定の点は、コイル電圧と同相の電流部分Ｉ_inphaseが、図１０に示されるように、位相角９０°を示す電流部分Ｉ_quadratureと大きさが等しくなるよう定められる。単一のコイルの実施例（並列発振回路）における、φ＝４５°（共振周波数ｆ_２）の場合の標準的な電流周波数依存性を示す。

本実施例で用いられる閉ループ制御回路１０２は、Ｉ_inphaseとＩ_quadratureとの間の差が最小化されるべきエラー値として用いられるよう適応される。電流の両方の部分が同一の大きさを示す場合、差はゼロに等しくなる。図１１は、共振曲線２００の端で動作する装置を示す。本実施例では、図７及び８に示される装置が結合されている。第１の混合器９５ａは、コイル電流の成分を決定する。図７から分かるように、当該成分は、コイル電圧と同相である。第２の混合器９５ｂは、コイル電流の成分を決定する。図８から分かるように、当該成分は、コイル電圧に対し９０°位相がずれている。両方の成分は互いに減算され、結果として生じた値はＰＩ制御部９８へエラー値として供給される。ＰＩ制御部９８は、電圧制御発振器のために制御電圧を生成する。ＰＩ制御部９８は出力電圧Ｕ_ｏｕｔを調整し、入力電圧がゼロ（ｅ＝０）になるようにする。

上述の実施例と異なり、追加サンプル及びホールド要素９９が用いられる。サンプル及びホールド要素９９は、ＰＩ制御部９８と電圧制御発振器９２との間に配置され、サンプル及びホールド要素９９が「サンプル」モードで動作する場合には、閉スイッチとして機能する。換言すると、ＰＩ制御部９８の出力電圧Ｕ_controlは、発振器９２の制御入力に供給される。サンプル及びホールド要素９９が「ホールド」モードで動作する場合、サンプル及びホールド要素９９は、ＰＩ制御部９８と発振器９２との間の直接接続を遮断する。同時に、サンプル及びホールド要素９９は、出力で最新の有効な電圧値を供給する（「ホールドする」）。

換言すると、「サンプル」モードでは、制御回路１０２の閉ループは閉じられ、周波数曲線２００の端の屈曲点は、動作周波数として用いられる。また、「ホールド」モードでは、制御回路１０２の閉ループは開かれ、発振器９２が最後に設定された周波数で発振するよう動作する。測定を実行するために、発振器９２は、「サンプル」モードを用いて現在の周波数曲線２００の端の屈曲点で設定される。

次の段階では、サンプル及びホールド要素９９は、「ホールド」モードに切り替えられる。屈曲点が共振曲線２００の端の最も急勾配な部分の屈曲点であるので、コイルの自然共振による小さなシフトは、例えば通過するパルス波により、測定されるべきコイル電流の振幅に大きな影響を与える。通過するパルス波を検出するために、コイル電流を表す電圧Ｘ_Ｉが測定される。

実際には、準連続的測定を提供するために、「サンプル」モードと「ホールド」モードは周期的に切り替えられる。この際、「サンプル」モードの再調整は数ミリ秒以内に行われる。図１２は、このような「サンプル」モードと「ホールド」モードの間の切り替えの例を示す。

「サンプル」モードでは、環境はゆっくりと変化する。例えばパルス検出のために用いられる測定コイルと患者の身体部分との変動する結合は、補償される。一方で、速い測定は、例えば通過するパルス波により引き起こされ、「ホールド」モード中に準連続的に得られる。

異なるモードの動作を制御するために、好適な制御方法は、変動する測定環境により結合動作が有意に乱れる場合にのみ、「ホールド」モードから「サンプル」モードへ短時間で切り替える。このような乱れは、ＰＩ制御部９８の出力を観察することにより決定される。「ホールド」モードではＰＩ制御部９８は、エラー値、つまりＩ_inpaseとＩ_quadratureとの間の差を検証する。この差が特定の閾値より低い限り、測定は「端で」行われる。閾値は、通過するパルス波により引き起こされるエラー値の短いピークが「サンプル」モードへの切り替えを生じないよう、十分高く設定される必要がある。

単一のコイル装置では、上述のように、電気コイルのパラメータは、隣接する出導電物質、例えばパルス波により変化する。コイル・パラメータの変化は、コイル電圧とコイル電流を測定することにより、及び位相差を決定することにより、検出される。

図３は、２重コイル装置を備えた測定システムを示す。この装置では、２つの別個のコイル２０、２１の間の結合は、隣接する出導電物質、例えばパルス波により変化する。導電物質がコイル２０、２１に隣接しない場合、コイル装置が対象であるので、つまり如何なる電圧も受信コイルＬ_ｍ２１に生じないので、受信コイルＬ_ｍ２１を通る総磁束は、ゼロである。導電物質がコイルの近くにある場合、フィールド・コイルＬ_ｅ２０の磁界は乱れ、受信コイルＬ_ｍ２１を通る総磁束はゼロに等しくない。換言すると、電圧が生じる。

単一のコイル装置と異なり、測定装置の目的は、２つの信号の位相差を調べることではない。代わりに、非常に「雑音の多い」環境で非常に小さい信号を測定する。このような測定のために知られている方法は、所謂、ロックイン方法である。図１３は、制御回路１０３のための装置を示す。制御回路１０３では、ロックイン増幅器１１０が用いられ、２重コイル装置の信号を評価する。

ロックイン増幅器１１０は、２つの信号入力チャンネルを有する。第１の入力チャンネル（基準入力）１１１は、基準信号として用いられる。第２の入力チャンネル（測定入力）１１２は、測定信号として用いられる。基準信号として、フィールド・コイルＬ_ｅ２０の交流電圧Ｕ_ＡＣが用いられる。測定信号は、受信コイルＬ_ｍ２１に生じた電圧である。

２つのコイル２０、２１の間の如何なる結合もなければ、生じる電圧はゼロである。導電物質がコイル２０、２１の近くにある場合、非常に小さい交流電圧が受信コイルＬ_ｍ２１に生じる。この交流電圧は、Ｕ_ＡＣと同じ周波数を示す。電圧の振幅と位相は、２つのコイル２０、２１の間の結合に依存する。

基準信号と測定信号との間の位相シフトを補償するために、ロックイン増幅器１１０は、調整可能な位相シフター１１３を有する。位相シフター１１３は、混合器１１５に両方の信号が同相で供給されるように適応される。このように、最大出力電圧Ｕ_ｏｕｔは、混合器１１５の後に設けられた低域通過フィルター１１８の後で得られる。

式１４は、式１３と等価である。式１３はφ＝０°のとき最大になる。ロックイン技術の利点は、基準信号に対し位相が定まらない又は変化する干渉周波数と雑音が、混合器１１５の後にゼロに平均化されることである。増幅器１１０では、基準信号はバッファー１１６を通過し、位相シフター１１３に到達する。また、測定信号はバッファー１１７及び帯域通過フィルター１１４を通過し、混合器１１５に到達する。

図１４及び１５は、上述のセンサーを有する非侵襲性の携帯型測定システムの２つの異なる実施例を示す。測定システムは、リストバンド３１０又はブレスレット又は類似の物を有する。リストバンド３１０には、センサー・コイル３２０、３３０が含まれ、共に回路及び電源、例えば小さなバッテリーと統合されている。更に、ディスプレイ（示されない）が設けられ、心拍又は他の生理パラメータをユーザーに表示する。第１の実施例では、大きな単一のコイルが、ユーザーの手首３００を包囲するように配置される（図１４）。第２の実施例では、小さい単一のコイル３２０が、患者の身体の外部に、ユーザーの手首３００の特定の位置に配置され、数センチメートルの直径の位置を囲む（図１５）。

手首に装着される装置の代わりに、測定装置を身体の別の部分、例えば胸、腰、及び足首等に装着する他の装置が提供されてもよい。２以上のこのような装置が同時に装着され、ＢＰ測定又は複数のパラメータ測定を提供してもよい。或いは、本発明による測定システムは、衣類又は衣服の別の部分、例えば下着等の一部であってよい。

測定装置は、望ましくは、埋め込まれた分析装置を有する。分析装置は、マイクロプロセッサー又は同様の物を有し、分析ソフトウェアを実行する。分析ソフトウェアは、検出されたパルス波に基づき、ＰＴＴ及び／又はＰＷＶ値を決定する。更に、分析ソフトウェアは、患者が装着している測定装置のＢＰ値を決定する。用いられるセンサーの数及び検知位置に依存して、異なる生体パラメータ、例えば心拍、呼吸数等が決定される。

上述の全ての装置は、本発明による方法を実行するよう構成される。全ての回路１００、１０１、１０２、１０３、特に全ての設定可能な装置は、データを得る手順、及びデータ処理のための手順が本発明の方法に従い実行されるよう構成及び設定される。特に、制御部は、測定されたデータの計算及び処理、及び結果の決定及び評価の全てのタスクを実行する。これは、本発明に従い、コンピューター・ソフトウェアを用いて達成される。コンピューター・ソフトウェアは、当該ソフトウェアが処理装置、制御部及び／又は回路により実行されると、本発明の方法の段階を実行するコンピューター命令を有する。処理装置自体は、ハードウェア、ソフトウェア、又はそれらの組み合わせの形式で実装された機能モジュール又はユニットを有する。

当業者には、本発明は以上に説明された例である実施例の詳細に限定されず、本発明の精神又は本質的特性から逸脱することなく他の特定の形式で実施されて良いでことが明らかであろう。本発明の実施例は従って、全ての態様で説明のためであり限定的ではないと考えられるべきである。本発明の範囲は、前述の記載ではなく特許請求の範囲により示される。また請求項と等価な意味及び範囲に包含される全ての変更は従って、当該請求項に含まれる。更に、語「有する」は他の要素又は段階を排除しないこと、単数を表す語は複数を排除しないこと、及びコンピューター・システム又は他の装置のような単一の要素は請求項に記載された幾つかの手段の機能を満たし得ることが明らかである。請求項の参照符号は、請求項を制限すると見なされるべきではない。

１０ 測定コイル
１１ 組織
１２ 一次回路
１３ 身体の回路
２０ フィールド・コイル
２１ 測定コイル
２２ 動脈
２３ 血流の方向
３０ 曲線
３１ 曲線
４０ 電位差
５０ 供給点
５１ 測定コイル
５２ 抵抗器
５３ 差動増幅器
５４ 差動増幅器
５５ 混合器
５６ 低域通過フィルター
６０ 供給ライン
８１ 測定コイル
８２ 発振器
８３ 増幅器
８４ 増幅器
８５ 混合器
８６ 低域通過フィルター
８７ 位相シフター
８８ ＰＩ制御部
９２ 発振器
９３ バッファー
９４、９５ 混合器
９６ 低域通過フィルター
９７ 位相シフター
９８ 制御部
９９ サンプル及びホールド要素
１００ 制御回路
１０１ 制御回路
１０２ 制御回路
１０３ 制御回路
１１０ ロックイン増幅器
１１１ 入力チャンネル／基準チャンネル
１１２ 入力チャンネル／測定チャンネル
１１３ 位相シフター
１１４ 帯域通過フィルター
１１５ 混合器
１１６ バッファー
１１７ バッファー
１１８ 低域通過フィルター
２００ 共振曲線
３００ 手首
３１０ リストバンド
３２０ 測定コイル ３３０ 測定コイル

Claims (9)

1. センサーであって、患者の動脈系からのパルス波の通過を検出し、
   前記センサーは、患者の身体の外部の検知位置に設置され、
   前記センサーは、
   −パルス波が前記検知位置の下のスクリーニングされる部分を通過した場合に、誘導結合の特性が変化するよう、前記患者の身体と前記誘導結合を生成する複数の電気コイル、及び
   −前記複数の電気コイルと接続され、前記誘導結合の前記特性の変化を検出する回路、を有するセンサー。
2. 前記センサーは、単一の電気コイルを有し、前記単一の電気コイルの電気的特性は、パルス波が前記検知位置を通過した場合に変化する、請求項１記載のセンサー。
3. 前記センサーは、２つの別個の電気コイルを有し、前記コイルはコイル装置を形成し、前記コイル装置では、第１のコイルはフィールド・コイルとして動作し、第２のコイルは受信コイルとして動作し、前記コイルの電気的特性は、パルス波が前記検知位置を通過した場合に変化する、請求項１記載のセンサー。
4. 非侵襲性測定システムであって、患者の身体の外部に取り付けられ、
   前記システムは、１つの請求項１に記載のセンサーを有し、
   前記システムは、前記患者の心拍に関する情報を提供する、非侵襲性測定システム。
5. 非侵襲性測定システムであって、患者の身体の外部に取り付けられ、
   前記システムは、２つの請求項１に記載のセンサーを有し、
   前記センサーの検知位置は、間隔を空けられ、
   前記システムは、前記患者の血圧に関する情報を提供する、非侵襲性測定システム。
6. 方法であって、患者の動脈系からパルス波の通過を検出し、
   前記方法は、
   −パルスが検知位置の下のスクリーニングされる部分を通過した場合に、誘導結合の特性が変化するよう、複数の電気コイルと前記患者の身体との間の前記誘導結合を生成する段階、及び
   −前記誘導結合の特性の変化を検出する段階、を有する方法。
7. 方法であって、患者の心拍を決定し、前記方法は：
   −請求項６に記載の方法を用いて、少なくとも２つの連続するパルス波の通過を検出する段階、
   −前記パルス波の間の時間間隔を測定する段階、及び
   −前記心拍を決定する段階、を有する方法。
8. 方法であって、患者の血圧を決定し、前記方法は：
   −請求項６に記載の方法を用いて、２つの間隔の空いた検知位置でパルス波の通過を検出する段階、
   −前記検知位置の間をパルスが伝達する時間を測定する段階、及び
   −前記血圧を決定する段階、を有する方法。
9. コンピューター・プログラムであって、患者の動脈系からパルス波の通過を検出し、検出する間に、パルスが検知位置の下のスクリーニングされる部分を通過した場合に、誘導結合の特性が変化するよう、複数の電気コイルと前記患者の身体との間の前記誘導結合が生成され、
   前記プログラムは、コンピューターで実行されると、前記誘導結合の特性の変化を検出するコンピューター命令を有する、コンピューター・プログラム。

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