(57)【要約】  脳血管性血流自己制御状態の連続的リアルタイムの非侵襲的方法は、頭蓋内血液量呼吸波と肺容量呼吸波の同時の非侵襲監視、頭蓋内血液量呼吸波と肺容量呼吸波の狭帯域正弦波の第１高調波成分へのリアルタイムの分解、そこからの頭蓋内血液量呼吸波と肺容量呼吸波第１高調波間の位相シフトの測定、および位相シフトからの脳血管性自己制御状態の導出を含む。
2008518663.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
連続的にリアルタイムの脳血管性自己制御状態を監視する方法であって、
情報信号を生成するために頭蓋内血液量呼吸波を監視するステップと、
基準信号を生成するために肺容量呼吸波を同時に監視するステップと、
情報信号を生成するステップと、
基準信号を生成するステップと、
前記情報信号を第1の波成分へフィルタリングするステップと、
前記基準信号を第2の波成分へフィルタリングするステップと、
前記第1の信号波成分と前記第2の信号波成分との間の位相シフトを測定するステップと、
前記位相シフトに値を割り当てるステップと、
前記割り当てられた位相シフト値を事前決定された位相シフト閾値と比較して、脳血管性自己制御状態を判定するステップと
を備える方法。
【請求項２】
前記第1波成分および前記第2波成分が共に第１高調波成分である、請求項1に記載の方法。
【請求項３】
前記位相シフト閾値が約30から40度である、請求項1に記載の方法。
【請求項４】
前記割り当てられた位相シフト値が前記閾値以上である場合、前記脳血管性自己制御状態が正常であると判定するステップを含む、請求項3に記載の方法。
【請求項５】
前記割り当てられた位相シフト値が前記閾値より小さい場合、前記脳血管性自己制御状態が低下していると判定するステップを含む、請求項3に記載の方法。
【請求項６】
前記脳血管性自己制御状態をモニタに表示することをさらに含む、請求項1に記載の方法。
【請求項７】
前記脳血管性自己制御状態が低下していると判定される場合、アラームを作動させることをさらに含む、請求項5に記載の方法。
【請求項８】
連続的にリアルタイムの脳血管性自己制御状態を監視する方法であって、
情報信号を生成するために、頭蓋内血液量呼吸波を非侵襲監視するステップと、
基準信号を生成するために、肺容量呼吸波を同時に非侵襲監視するステップと、
前記頭蓋内血液量呼吸波および前記肺容量呼吸波を狭帯域正弦波の第１高調波成分にフィルタリングするステップと、
前記フィルタされた頭蓋内血液量呼吸波と前記フィルタされた肺容量呼吸波間の位相シフトを測定するステップと、
前記位相シフトに値を割り当てるステップと、
位相シフト閾値を事前決定し、前記閾値をプロセッサに記憶するステップと、
前記割り当てられた位相シフト値をプロセッサの前記事前決定された位相シフト閾値と比較するステップと、
前記割り当てられた位相シフト値が前記位相シフト閾値より小さい場合、アラームを作動させるステップと
を含む方法。
【請求項９】
連続的にリアルタイムの脳血管性自己制御状態を監視する装置であって、
頭蓋内血液量呼吸波を測定し、波の形態で血液量出力測定値を生成する第1のセンサと、
肺容量呼吸波を測定し、波の形態で肺容量出力測定値を生成する第2のセンサと、
前記第1のセンサから前記血液量出力波測定値を受け取り、前記血液量出力波測定値をフィルタリングし、第1のフィルタ出力を生成するために前記第1のセンサに接続された第1のフィルタと、
前記第2のセンサから前記肺容量出力波測定値を受け取り、前記肺容量出力波測定値をフィルタリングし、第2のフィルタ出力を生成するために前記第2のセンサに接続された第2のフィルタと、
前記第1のフィルタおよび前記第2のフィルタ両方に接続され、前記第1のフィルタ出力および前記第2のフィルタ出力を受け取り、前記第1のフィルタ出力を前記第2のフィルタ出力と比較して前記第1のフィルタ出力と前記第2のフィルタ出力間の位相シフトを測定し、次いで、位相シフト値出力を生成する位相シフトモニタと、
前記位相シフトモニタから前記位相シフト値出力を受け取り、また記録された事前決定閾値を有し、前記位相シフト値出力を前記閾値と比較して、前記脳血管性自己制御状態の状態を判定するプロセッサと、
前記脳血管性自己制御状態の状態に関連した情報を表示するために前記プロセッサに接続されたディスプレイと
を備える装置。
【請求項１０】
前記第1のセンサが非侵襲のセンサである、請求項9に記載の装置。
【請求項１１】
前記第2のセンサが非侵襲のセンサである、請求項9に記載の装置。
【請求項１２】
前記第2のセンサがベルトタイプの肺呼吸波変換器である、請求項11に記載の装置。
【請求項１３】
前記第1のフィルタ出力が血液量呼吸波成分を有し、前記第2のフィルタ出力が肺容量呼吸波成分を有する、請求項9に記載の装置。
【請求項１４】
前記血液量呼吸波成分および前記肺容量呼吸波成分が、正弦波の第１高調波成分である、請求項13に記載の装置。
【請求項１５】
前記血液量呼吸波の前記正弦波の第１高調波成分が、式Asin(ω1t-ΔΦ(t))から導かれる、請求項14に記載の装置。
【請求項１６】
前記肺容量呼吸波の前記正弦波の第１高調波成分が、式Bsin(ω1t-Φ0(t))から導かれる、請求項14に記載の装置。
【請求項１７】
前記第1および第2のフィルタが共に適応バンドパスフィルタである、請求項9に記載の装置。
【請求項１８】
前記第1および第2のフィルタが、前記呼吸波の第１高調波の適応バンドパスフィルタである、請求項17に記載の装置。
【請求項１９】
前記第1および第2のフィルタが、適応フィルタの制御装置に接続され制御される、請求項9に記載の装置。
【請求項２０】
前記位相シフトモニタによって測定される位相シフト値を視覚的に表示するために前記位相シフトモニタに接続されるモニタを含む、請求項9に記載の装置。
【請求項２１】
前記プロセッサが、前記位相シフト値が前記閾値より低くなり低下した脳血管性自己制御状態を示していると判断した場合、アラームを作動させるために前記プロセッサから信号を受け取るために前記プロセッサに接続されたアラームを含む、請求項9に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
出願人は35U.S.C.§119(e)のもとに、2004年10月28日に出願された米国特許仮出願第60/622,734号の優先権を主張する。
【０００２】
本発明は、脳血管性自己制御状態の測定および監視に関する。
【背景技術】
【０００３】
大脳血流自己制御は、未熟児、分娩仮死、脳卒中、頭部の損傷、頚動脈疾患、高血圧および血管迷走神経性失神などの多くの重要な臨床状態で作用することが示されてきた。急性大脳疾患(例えば外傷性の脳の損傷、脳卒中)はしばしば、頭蓋内圧(ICP)の上昇および大脳の自己制御の低下をもたらす(以下の参照文献Aaslid R.et al., Cerebral autoregulation dynamics in humans. Stroke 1989; 20:45-52; Czosnyka M. et al., Continuous assessment of the cerebral vasomotor reactivity in head injury. Neurosurgery 1997; 41:11-19; Panerai R.B., Assessment of cerebral pressure autoregulation in humans-a review of measurement methods. Physiol Meas 1998; 19: 305-338; およびSchondorf R.et al., Dynamic cerebral autoregulation is preserved in neurally mediated syncope. J Appl Physiol 91: 2493-2502, 2001に記載されるように)。
【０００４】
頭部損傷および脳卒中の場合、脳血管性自己制御状態(CAS)の判定は、治療上の措置の効果を確実にする際生命にかかわる重要なものである。頭部損傷または脳卒中の集中管理患者をCASの連続監視およびCAS監視データにより治療することで、このような患者の死亡率および罹患率が低減するであろう。
【０００５】
これまで様々な方法がCASを判定するために導入されてきた。例えばカフレッグテスト(cuff leg test)のような(Aaslid R.et al., Cerebral autoregulation dynamics in humans. Stroke 1989; 20:45-52で述べられるように)個別の臨床テストは(以下の参照文献、Aaslid R.et al., Cerebral autoregulation dynamics in humans. Stroke 1989; 20:45-52、Panerai R.B., Assessment of cerebral pressure autoregulation in humans-a review of measurement methods. Physiol Meas 1998; 19:305-338に記載されるように)、CASに関する連続的監視データを提供しない。連続的なリアルタイムのCASの監視は、CASによる治療で使用するのに最適な監視であることから、これに対しての要求がある。
【０００６】
いくつかの方法および技法が(以下の参照文献、Czosnyka M. et al., Continuous assessment of the cerebral vasomotor reactivity in head injury. Neurosurgery 1997; 41:11-19およびSchmidt B et al., Adaptive noninvasive assessment of intracranial pressure and cerebral autoregulation. Stroke 2003; 43: 84-89, 2003に記載されるように)、CASの侵襲、半非侵襲および非侵襲監視に関して提供されてきた。これらの方法は、動脈性血圧(ABP)とICP低速波またはABPと大脳血流速度(CBFV)低速波との間の相関係数の評価による(以下の参照文献、Czosnyka M. et al., Continuous assessment of the cerebral vasomotor reactivity in head injury. Neurosurgery 1997; 41:11-19およびSchmidt B et al., Adaptive noninvasive assessment of intracranial pressure and cerebral autoregulation. Stroke 2003; 43: 84-89, 2003に記載されるように)。脳血管性自己制御が正常な場合、ABPとICP低速波の間の相関係数は負であり、-1.0に近い。CASが低下している場合、同様の係数は正であり、+1.0に近い。
【０００７】
低速の侵襲または非侵襲のABPおよびICP波相関監視方法の短所は、以下を含むが、これに限定されるものではない。
【０００８】
まず低速ICP波は不変ではなく、十分な精度をもってこのような波を測定するには、このような波の振幅は低すぎる(ICU患者の連続的監視時間の大部分の間、3.0mmHgより低い)。また低速ICP波の非侵襲測定または予測は、このような波にさらに誤差および歪みを与える。さらに侵襲低速ICP波測定を、非侵襲の経頭蓋ドップラー(TCD)CBFV測定に替えると、このような波にさらに誤差および歪みが生じるであろう。さらに低速ABP波も、十分な精度をもって非侵襲測定するには小さすぎる。
【０００９】
また低速ICPまたはABP波の期間は、約30秒から120秒以上であると予測される。低速波方法を適用してCASを評価するために、4.0分以上の間測定データを蓄積することが必要である。これは比較的長い時間であるので、プロセスが長期間になる。CASを長期間テストすることは、CASの変異性が短期間のプロセスであることから常に効果的ではない(以下の参照文献、Panerai R B et al., Short-term variability of cerebral blood flow velocity responses to arterial blood pressure transients. Ultrasound in Med. & Biol., Vol. 29, No. 1, pp. 31-38, 2003に記載されるように)。CAS監視データの時間遅延により、CAS監視データが得られる前に、ICU昏睡状態患者に二次的な脳の発作および傷害を引き起こす恐れがある。したがって低速波CAS監視方法の時間遅延は、ICU患者の監視およびCASによる治療を臨床的に実施するには長すぎる。
【００１０】
さらに脳血管性自己制御は、かなり短時間の変異性を有する複雑で非線形で多変量の機構である(以下の参照文献、Panerai R B et al., Short-term variability of cerebral blood flow velocity responses to arterial blood pressure transients. Ultrasound in Med. & Biol., Vol. 29, No. 1, pp. 31-38, 2003に記載されるように)。相関係数は、線形自己制御システムにおいてのみCASの指標として問題なく適用することができる。しかしながら、脳血管性自己制御システムは非線形である(以下の参照文献、Panerai R.B.et al., Linear and nonlinear analysis of human dynamic cerebral autoregulation. Am J Physiol 1999a; 277:H1089-H1099に記載されるように)。基準信号(ABP低速波)と非線形の歪んだ脳血管性自己制御システムの出力信号(ICPまたはCBFV低速波)間のいずれの相関係数も、CASの指標としては疑問の余地がある。
【特許文献１】米国特許仮出願第60/622,734号
【特許文献２】米国特許第5,388,583号
【特許文献３】米国特許第6,387,051号
【非特許文献１】Aaslid R.et al., Cerebral autoregulation dynamics in humans. Stroke 1989; 20:45-52
【非特許文献２】Czosnyka M. et al., Continuous assessment of the cerebral vasomotor reactivity in head injury. Neurosurgery 1997; 41:11-19
【非特許文献３】Panerai R.B., Assessment of cerebral pressure autoregulation in humans-a review of measurement methods. Physiol Meas 1998; 19:305-338
【非特許文献４】Schondorf R.et al., Dynamic cerebral autoregulation is preserved in neurally mediated syncope. J Appl Physiol 91: 2493-2502, 2001
【非特許文献５】Schmidt B et al., Adaptive noninvasive assessment of intracranial pressure and cerebral autoregulation. Stroke 2003; 43: 84-89, 2003
【非特許文献６】Panerai R B et al., Short-term variability of cerebral blood flow velocity responses to arterial blood pressure transients. Ultrasound in Med. & Biol., Vol. 29, No. 1, pp. 31-38, 2003
【非特許文献７】Panerai R.B.et al., Linear and nonlinear analysis of human dynamic cerebral autoregulation. Am J Physiol 1999a; 277:H1089-H1099
【非特許文献８】Ragauskas et al., Implementation of non-invasive brain physiological monitoring concepts. Medical Engineering & Physics 25(2003) 667-678
【非特許文献９】Zhang R. et al., Spontaneous fluctuations in cerebral blood flow: insights from extended-duration recordings in humans. Am J Physiol Circ Physiol 278: H1848-H1855, 2000; 0363-6135/00 S5.00, vol. 278, Issue 6, H1855, June 2000
【非特許文献１０】Strik C. et al., Intracranial oscillations of cerebrospinal fluid and blood flow: analysis with magnetic resonance imaging. Journal of magnetic resonance imaging 15: 251-258, 2002
【非特許文献１１】Parati G. et al., Spectral analysis of blood pressure and heart rate variability in evaluating cardiovascular regulation. Hypertension 1995; 25: 1276-1286
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
したがって本発明の目的はこの問題を解決し、従来技術の方法、装置および技法の欠陥を排除する連続的なリアルタイムのCAS監視方法および装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明は、頭蓋内血液量呼吸波(または呼吸プロセスに関する他の頭蓋内脊髄(intracraniospinal)の特徴)と肺容量呼吸波(または肺呼吸プロセスに関する他の頭蓋外の生理学的な特徴)を同時に非侵襲監視することによる連続的なリアルタイムのCASの監視、頭蓋内血液量呼吸波および肺容量呼吸波の狭帯域正弦波の第１高調波成分へのリアルタイムの分解またはフィルタリング、そこからの頭蓋内血液量呼吸波と肺容量呼吸波の第１高調波との間の位相シフトの測定およびその位相シフト値から脳血管性自己制御状態を引き出すための方法を提供する。
【００１３】
頭蓋内血液量(IBV)および肺容量(LV)呼吸波は、低速波よりかなり短い期間(典型的には2.5秒から10.0秒)を有する。呼吸波はICU患者のあらゆる状態で不変である。肺呼吸波は、CAS評価の基準信号として、非侵襲ABP低速波測定よりかなり高い精度を持って非侵襲測定することができる。またIBV呼吸波は、ICPまたはIBV低速波測定よりかなり高い精度を持って非侵襲測定することができる(以下の参照文献、Ragauskas et al., Implementation of non-invasive brain physiological monitoring concepts. Medical Engineering & Physics 25(2003) 667-678に記載されるように)。CASを判定するために、非侵襲的に記録されたIBVおよびLV呼吸波データを1周期以上蓄積する必要はない。このような理由から、本発明は、低速波方法と比べてかなりリアルタイムの方法に近いCAS監視方法を提供する。
【００１４】
本発明は、脳血管性自己制御状態(「CAS」)の非侵襲測定および連続的なリアルタイムの監視方法および装置を対象とする。該方法は、頭蓋内血液量呼吸波を肺容量呼吸波と共に同時に非侵襲監視することを含み、また頭蓋内血液量呼吸波および肺容量呼吸波の狭帯域正弦波の第１高調波成分へのリアルタイムの分解(またはフィルタリング)と、またそこからの頭蓋内血液量呼吸波と肺容量呼吸波高調波との間の位相シフトの測定と、その位相シフト値からの脳血管性自己制御状態の導出とを含む。頭蓋内血液量呼吸波と肺容量呼吸波間の位相差がゼロに近い場合、これは脳血管性自己制御が低下していることを意味する。頭蓋内血液量呼吸波と肺容量呼吸波の間の位相差が30から40度以上である場合、これは脳血管性自己制御が正常であることを意味する。位相差はCASの低下の重篤さを意味する。位相差が小さいと、低下の重篤さが増大する。閾値30度は、重篤さを正常なCASと低下したCASとに分ける。
【００１５】
方法は、第1の基準信号と第2の情報信号とを生成するステップを含む。この信号は、非侵襲測定される、または非侵襲監視される呼吸波から抽出される。
【００１６】
基準信号は、基本的に信号が呼吸によって肺容量に生じる変化で構成される人間の体の箇所から非侵襲的に取り出される。典型的にはこの信号は患者の胸部のセンサから取り出すことができるが、基準信号は当業者に知られた別の手段によって生成することができる。基準信号は、肺容量呼吸波の第１高調波の狭帯域適応フィルタリングを使用して、肺容量呼吸波から抽出される。
【００１７】
情報信号は、人間の頭部または脊椎の頭蓋内脊髄の媒体として取り出される。この信号は基本的に、頭蓋内圧または頭蓋内血液量、または呼吸プロセスによって生じる頭蓋内脊髄の媒体の他の生理学的特徴の変化で構成される(以下の参照文献、Zhang R. et al., Spontaneous fluctuations in cerebral blood flow: insights from extended-duration recordings in humans. Am J Physiol Circ Physiol 278: H1848-H1855, 2000; 0363-6135/00 S5.00, vol. 278, Issue 6, H1848-H1855, June 2000; Strik C. et al., Intracranial oscillations of cerebrospinal fluid and blood flow: analysis with magnetic resonance imaging. Journal of magnetic resonance imaging 15: 251-258, 2002; Parati G. et al., Spectral analysis of blood pressure and heart rate variability in evaluating cardiovascular regulation. Hypertension 1995; 25: 1276-1286; およびRagauskas et al., Implementation of non-invasive brain physiological monitoring concepts. Medical Engineering & Physics 25(2003) 667-678に記載されるように)。情報信号は、頭蓋内脊髄呼吸波の第１高調波の狭帯域適応フィルタリングを使用して、頭蓋内脊髄呼吸波から抽出される。
【００１８】
適応狭帯域フィルタリング処置は、基準および情報信号の両方で同一のものであってよい。このことからCASデータの測定または監視は、基準および情報信号の第１高調波の適応狭帯域フィルタ内の信号の位相シフトによる影響を受けない。基準および情報信号の第１高調波の狭帯域適応フィルタリングは、脳血管性血液量自己制御システムの非線形性によって生じるCAS評価の付加的な誤差を解消する。
【００１９】
CASが低下した場合、大脳血流の自己制御を担う大脳の血管は、ABPまたは心拍数(HR)の変化に受動的に反応する。この場合、基準信号と情報信号間の位相差は小さくゼロ度に近い。
【００２０】
CASが正常な場合、大脳血流の自己制御を担う大脳の血管は、大脳の潅流圧(CPP)の生理学的限界内で大脳の血流を安定させるために、能動的に反応する。この場合、基準信号と情報信号間の位相差は典型的には、30度を超え40度までである。
【００２１】
基準信号と情報信号の第１高調波間のこのような位相差は、信頼できるCASの推定値である。CASを連続的に評価するために、このような位相差を本発明が提案する装置で連続的に監視し表示する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２２】
13人のICU昏睡状態患者に同時に侵襲低速波CAS監視方法と非侵襲監視方法を適用することによって調査した(図1A)。図1Aはまず、現在既存の侵襲監視技法10のブロック図を示す(Czosnyka M. et al., Continuous assessment of the cerebral vasomotor reactivity in head injury. Neurosurgery 1997; 41:11-19に開示されるように)。侵襲監視は、患者のICPを侵襲的に測定することと、測定データ12をローパスフィルタ14を介して送ることにより低速ICP波の出力16を生成することと、この出力を相関器18に送ることとを含む。同時に患者のABPを侵襲的に監視し、測定データ20をローパスフィルタ14を介して送ることにより低速ABP波の出力22を生成し、この出力を相関器18に送る。次いで相関器は、2つの低速波入力16および22を相関させて脳血管性自己制御状態R(t)24の指標を決定する。R(t)の値が0と+1.0の間の正の数の場合、患者は低下した脳血管性自己制御26を有する。R(t)の値が0と-1.0の間の負の数の場合、患者は正常な脳血管性自己制御28を有する。
【００２３】
図1Aはまた、本発明の革新的非侵襲技法の実施形態のブロック図30を含む。この実施形態は、患者のICPを非侵襲的に測定することと、測定データ32をローパスフィルタ34を介して送ることにより低速ICP波の出力36を生成することと、この出力を相関器38に送ることとを含む。同時に患者のABPが非侵襲的に監視され、測定データ40をローパスフィルタ34を介して送ることにより低速ABP波の出力42を生成し、この出力を相関器38に送る。次いで相関器38は、2つの低速波入力36および42を相関させて脳血管性自己制御状態R(t)44の指標を決定する。R(t)の値が0と+1.0の間の正の数の場合、患者は低下した脳血管性自己制御26を有する。R(t)の値が0と-1.0の間の負の数の場合、患者は正常な脳血管性自己制御28を有する。
【００２４】
臨床データは、侵襲ICPモニタ「Camino」420および「Codman」ICP Expressを使用して得られた。非侵襲「Vittamed」モニタ(参照により本明細書に組み込まれる米国特許第5,388,583号に開示されるような)は、非侵襲IBV低速波、呼吸波およびパルス波監視に使用されてきた。「Ohmeda」Finapress モニタは、非侵襲ABP低速波、呼吸波およびパルス波監視に使用されてきた(Fig. 1A)。
【００２５】
測定波の表示の例を図1Bに示す。図1Bは、"Vittamed"モニタ46で見られるような表示される波の例を示す。最も下の窓48は、頭蓋内通過データ波を示す。次の上の窓50は、ABP低速波データ波を示す。"Vittamed"表示(Fig.1B)の次の上の窓52は、非侵襲測定されたIBV低速波を示す。表示の上方窓54は、CAS推定値PRxすなわち低速IBV波と低速ABP波間の相関係数Rを示す。上方表示窓54の説明文56は、PRx値が+1.0に近いときCASは低下し58、PRx値が-1.0に近いときはCASが正常60であることを示す。
【００２６】
測定波の表示の他の例を図1Cに見ることができる。図1Cの表示62は、"Vittamed"モニタで見られたものと同様の波の表示の他の例を示す。最も下の窓64は、IBVパルス波を示す。次の上の窓66は頭蓋内血液量呼吸波を示す。表示の次の上の窓68は、非侵襲測定された肺容量呼吸波を示す。表示の上方窓70は、フィルタされた頭蓋内血液量呼吸波とフィルタされた肺容量呼吸波の間の位相シフトを示す。上方表示70の説明文72は、位相シフトが30度を超えるときCASは正常であり74、位相シフトが30度を下回るときCASは低下する76ことを示す。
【００２７】
図2は、臨床調査統計を示すチャート82である。チャート82は、13人の患者84の全統計を示し、性別86、年齢88および病状90による患者の説明を含む。
【００２８】
CPPデータ(10人の昏睡状態患者の53時間の同時の侵襲および非侵襲のCAS監視)の統計上の分布を図に示す。我々の臨床調査はすべての生理学的CPP範囲を包含することを示す(図3)。
【００２９】
CAS監視の結果を図4、図5、図6および図7に示す。図4は、侵襲測定されたICPとABP低速波R(ABP、ICP)96間の相関係数、および同時に非侵襲測定されたIBVとABP低速波R(ABP、ΔC/C0)98間の同様の係数を示す。図4は、R値がゼロより小さいことを示し、これにより典型的な変異性を有するCASが正常な場合を示す。図5は、CASが低下した場合の同様の相関係数を示す。これは侵襲監視と比較すると、非侵襲監視を使用することにより正確な読取値が得られることを意味する。
【００３０】
図6は、CASが正常な状態から低下するまで迅速に変化する場合の同様の相関係数を示す。図6は、R(ICP、ΔCBV/CBV0)104、iPRx(t)106およびnPRx(t)108の測定値を示す。
【００３１】
図7は、図6で示すデータ110のブランドアルトマンプロットを示す。図7から、侵襲または非侵襲のCAS監視データは、+/-10%の範囲112の不確定性を有し良好に一致する。
【００３２】
図8は、正常なCASと低下したCASの期間内で臨床調査から得られた7人の患者からの侵襲記録されたABPと非侵襲記録されたIBV低速呼吸波およびパルス波間の位相シフトを示す。
【００３３】
図8から、侵襲記録されたABP呼吸波とIBV呼吸波間の位相差は、CASが正常の場合60度付近で、CASが低下した場合20度付近であることがわかる。この結果は、健康な被験者(以下の参照文献、Zhang R. et al., Spontaneous fluctuations in cerebral blood flow: insights from extended-duration recordings in humans. Am J Physiol Circ Physiol 278: H1848-H1855, 2000; 0363-6135/00 S5.00, vol. 278, Issue 6, H1855, June 2000に記載されるように)から、およびまた神経介在性失神の被験者のグループ(以下の参照文献、Schondorf R.et al., Dynamic cerebral autoregulation is preserved in neurally mediated syncope. J Appl Physiol 91: 2493-2502, 2001に記載されるように)から得られる同様の位相差と良好に一致する。この結果はまた、不変的で連続的な呼吸波は、CASの判定および連続的監視における基準および情報信号として使用することができる証拠となる。また図8から、頭蓋外呼吸波基準信号と頭蓋内血液量呼吸波情報信号間の位相差は、CASに影響を与え、これは正常なCASと低下したCASとを区別することができることがわかる。位相差はCASの低下の重篤さを意味する。位相差が小さいほど、低下の重篤さは大きくなる。閾値30度は、重篤さを正常なCASと低下したCASに分ける。
【００３４】
図8は、正常なCASおよび低下したCASの両方の場合の実験によるΔΦ点のある拡散を示す。拡散はとりわけ、ABP低速波監視のチャネルにおける限定された信号対ノイズ比によって生じる。本発明では信号対ノイズ比は限定され、結果としてCAS判定が不確定になることからこのチャネルは使用されない。
【００３５】
図9にその実施形態を示す非侵襲記録された肺呼吸プロセスは、より良好な信号対ノイズ比を取得しCAS判定の不確定性を減少させるために、本発明で基準信号RS(t)140として使用される。図9のブロック図は、本発明のこの実施形態において監視される生理学的プロセス142を示す。監視される生理学的プロセスは、呼吸144と、心拍変調146と、動脈性血液量変調148とを含む。本発明において心拍変調を測定することは常に必要ではない。
【００３６】
機械的補助があるまたはなしで呼吸が生じるとき、呼吸周期中の肺容量は変化する。この肺容量の変化を監視することにより、測定することができる呼吸波が生成される。図9に記載される本発明の実施形態に基づいて、呼吸は肺容量呼吸波を測定する非侵襲センサ150によって測定される。肺容量の変化はまた、ABP148および心拍数(HR)146を変調する。その結果、頚動脈の動脈性血液量および椎骨動脈は(以下の参照文献、Parati G. et al., Spectral analysis of blood pressure and heart rate variability in evaluating cardiovascular regulation. Hypertension 1995; 25: 1276-1286に記載されるように)、小さな歪みを有して肺容量呼吸波の形状および位相に影響を与える。このような動脈性血液量呼吸波は、脳血管性自己制御システム154の入力信号ΔABVin(t)152である。本発明のこの実施形態で脳血管性自己制御システム154は、頭蓋内呼吸波の非侵襲センサ156によって監視される。当技術分野で知られた任意のタイプの非侵襲センサであってよいセンサ156は、呼吸波の第１高調波の適応バンドパスフィルタ160に送られる出力信号ΔCBVout(t)158を生成する。フィルタ160は情報信号162を生成し、この情報信号は、ΔΦメータ164に送られ、このメータは、情報信号162と固有の適応バンドパスフィルタ166を通って進んだ後の基準信号140の間の位相差を測定する。フィルタ166を通って進んだ後、フィルタされた基準信号168は、ΔΦメータ164に送られる。この実施形態で示すフィルタされた基準信号168はΔΦメータ164に送られる前に、まず初期位相シフト修正器170を介して送られる。
【００３７】
この信号の位相は、本発明で基準信号RS(t)140として使用される非侵襲記録された肺容量呼吸波信号(図9)によって示される。
【００３８】
肺容量呼吸波の非侵襲センサ150は、従来技術の原理の様々な状態に準拠することができる。図12に示すようなベルトタイプの胸部運動センサ(例えば、MLT1132呼吸ベルト変換器、PowerLab ADInstruments)または呼吸ガス圧、容量、湿度、温度、呼吸の速度または流量あるいはその他のセンサであってよい。肺容量呼吸波センサ150の主要な要件は、吸気/呼気波の位相の鏡映の精度である。コスト効果の高い非侵襲呼吸ベルト変換器は信号対ノイズ比がより良好なので、侵襲または非侵襲のABPセンサと比較して3倍まで低いΔΦ測定値の不確定性が得られる。
【００３９】
情報信号162を得る目的で、頭蓋内呼吸波の非侵襲センサ156を本発明の本実施形態で使用する。このセンサ156は、従来技術の非侵襲超音波ICPまたはIBV呼吸波センサ(参照により本明細書に組み込まれる米国特許第5,388,583号および米国特許第6,387,051号に開示されるセンサと同様の)あるいは非侵襲頭蓋内呼吸波監視のための他の超音波の、赤外線のまたはマイクロ波のセンサに準拠してよい。
【００４０】
提案する連続的ΔΦ測定によってCASを監視する方法は(図9)また、従来技術の侵襲のICPおよびABP呼吸波センサの状態を付加することによって実現することができる。
【００４１】
脳血管性自己制御システムの非線形性によって生じるCAS評価の不確定性をなくすために、呼吸波の第１高調波の同一の適応フィルタ160、166を情報信号162および基準信号140のチャネルで使用することができる。狭帯域適応フィルタはまた、図12に示すようにデジタル適応フィルタを呼吸波の第１高調波の周波数ω1に調節する処理を実行する適応フィルタの制御装置172によって制御することができる。
【００４２】
図9はまたΔΦメータ164からの出力を処理するためにΔΦメータ164に接続されたPC (パーソナルコンピュータ)174を示す。ΔΦメータ164からの信号を処理するために、任意のタイプの好適なプロセッサまたはソフトウェアを使用してよい。この実施形態で、PC174を使用してΔΦメータ164から受信する信号を処理し、出力をディスプレイ176に送ることによりΔΦを表示することによって、装置の使用者がこれを分析することができる。CAS状態を監視する場合、PC174 を使用して、システムの使用者が有用であると考える任意のタイプの表示を生成することができる。当業者は、PCをプログラムするまたはソフトウェアを形成して、適切で有効な表示のいかなる多様性も生成することができるであろう。
【００４３】
図10はCASが低下した場合の情報信号180として使用される呼吸波と、基準信号182の第１高調波の例を示す。図10で波信号の位相にはほとんど差異がないことがわかる。反対に図11はCASが正常な場合の情報信号184として使用される呼吸波と基準信号186の第１高調波の例を示す。図11で、CASが低下した場合と比べてCASが正常な場合、波信号の位相によりかなりの差異があることがわかる。
【００４４】
本発明の装置190の別の実施形態を図12のブロック図に示す。装置190は、ベルトタイプのセンサの非侵襲の肺容量呼吸波センサ191を含む。センサ191は肺容量呼吸波を測定する。装置190はまた、超音波飛行時間(ultrasonic time of flight)法(以下の参照文献、Ragauskas et al., Implementation of non-invasive brain physiological monitoring concepts. Medical Engineering & Physics 25(2003) 667-678、および参照により本明細書に組み込まれる米国特許第5,388,583号および米国特許第6,387,051号に記載されるように)による非侵襲の頭蓋内呼吸波センサ192を含む。他のタイプのセンサを使用することもできる。制御装置194、適応バンドパスフィルタ196または他のタイプのフィルタ(これには限定しないが、デジタルフィルタを含む)および位相差異モニタ198は、ブロック図に示すように一緒に接続される。頭蓋内血液量呼吸波をフィルタする適応通過帯域フィルタ196は、式Asin(ω1t-ΔΦ(t))193に従ってフィルタされた出力を生成し、肺容量呼吸波をフィルタする適応通過帯域フィルタは、式Bsin(ω1t-Φ0)195に従ってフィルタされた出力を生成する。フィルタされた出力193、195は次いで入力として位相シフトモニタ198に受信される。制御装置194、フィルタ196および位相シフトモニタ198は、当業者に知られた従来の電子的ハードウェアおよびソフトウェアの状態に準拠する。当業者は、種々の制御装置、フィルタおよび位相シフトモニタを本実施形態で代替することができることを認識するであろう。
【００４５】
CAS監視ディスプレイ200は、位相シフトを図式的に表示するために位相シフトモニタ198に接続されるので、正常または低下した状態でもCASを測定することができる。任意のタイプのコンピュータ、テレビまたは他のタイプの視覚的モニタを使用することができる。本実施形態で、CAS監視ディスプレイ200は、x軸の時間に対してy軸にΔΦの度合いを表すグラフを示す。30度に等しいΔΦの閾値も示す。測定されたΔΦが閾値より大きい場合CASは正常であり、測定されたΔΦが閾値より小さい場合CASは低下する。
【００４６】
本実施形態はまた、プロセッサ202または他の何らかのタイプのCASに関する判断部を有する。判断部202およびモニタ200は、従来のPC、プロセッサまたは任意の他のタイプのソフトウェアソリューションの任意の状態を使用することができる。判断部202は、プロセッサ、ソフトウェア、またはCAS状態に関して決定を下す2つの任意の組合せであってよい。示される実施形態で判断部は、測定される位相シフトすなわちΔΦの差異と比較するための30度の閾値を与えられる。ΔΦが30度より大きい場合、CASは正常204である。しかしながら、ΔΦが30度より小さい場合CASは低下する206。本実施形態はまた、判断部202に接続されるアラーム208を示す。判断部202がCASが低下していると判断した場合、判断部は、アラーム208を作動して患者のCASが低下していることを介護人に知らせるようにプログラムすることができ、必要なまたは矯正的な処置を採ることができるまたは採られるべきである。アラーム208は、当業者に知られた任意のタイプの視覚的または可聴のアラームであってよい。アラーム208はまた、視覚的および可聴の組合せであってよい。判断部は、PC、小型のプロセッサ、ソフトウェアなどによって制御することができる。
【００４７】
本発明の新規の特徴は、ほぼリアルタイムの測定に好適な、不変で連続的で短時間のフレーム基準信号としての肺容量呼吸波の適用を含める。ICUで機械的に人工呼吸を施された患者の場合、この信号はCAS監視において安定しており理想的である。自己呼吸の場合、信号は安定しないがこれは問題にはならず、これは狭帯域適応第１高調波フィルタを付加するこのような信号の第１高調波を選択するために提案される可能性が、この信号をより使用に適したものにするからである。
【００４８】
非侵襲的に記録される頭蓋内血液量、または頭蓋内圧呼吸波の情報信号としての適用も新規である。
【００４９】
本発明の別の特徴は、非侵襲の肺容量呼吸波センサに接続される同一の制御装置によって制御される2つの同一の適応第１高調波フィルタの適用である。このような手法は、CAS評価から生じる適応フィルタ内の付加的位相シフトを排除する。
【００５０】
別の特徴は、基準信号を形成する正弦波のできる限り最良の精度を得るために、ベルトタイプの非侵襲の肺呼吸波変換器の適用である。
【００５１】
さらに別の特徴はCASを判定するための非侵襲的に記録された情報信号と基準信号間の位相差の適用である。
【００５２】
また、このような位相差が30度を超える場合の正常なCAS に関して意志決定すること、およびこのような位相差が30度より少ない場合の低下したCASに関して意志決定することが新規である。
【図面の簡単な説明】
【００５３】
【図１Ａ】既存の従来技術の侵襲技法および革新的非侵襲技法を示すブロック図である。
【図１Ｂ】IBVおよびABPの監視された低速波の例を示す図である。
【図１Ｃ】IBVおよびABPの監視された呼吸波の例を示す図である。
【図２】臨床調査統計を示すチャートである。
【図３】CPPデータの統計上の分布を示すチャートである。
【図４】CAS監視の表示結果を示すチャートである。
【図５】CAS監視の表示結果を示すチャートである。
【図６】CAS監視の表示結果を示すチャートである。
【図７】CAS監視の表示結果を示すチャートである。
【図８】異なるタイプの監視から生じる位相シフト測定値を示すチャートである。
【図９】CAS監視システムの構成要素を示すブロック図である。
【図１０】CASが低下した場合の情報および基準信号を示すチャートである。
【図１１】CASが正常な場合の情報および基準信号を示すチャートである。
【図１２】本発明の装置の実施形態のブロック図である。
【符号の説明】
【００５４】
12、20、32、40  測定データ
14、34  ローパスフィルタ
16、36  低速ICP波の出力
22、42  低速ABP波の出力
18、38  相関器
24、44  脳血管性自己制御状態の指標
26  低下した脳血管性自己制御
28  正常な脳血管性自己制御
30  革新的非侵襲技法
46  「Vittamed」モニタ
48  頭蓋内通過データ波
50  ABP低速波データ波
52  非侵襲測定されたIBV低速波
54  CAS推定値PRx
64  IBVパルス波
66  頭蓋内血液量呼吸波
68  非侵襲測定された肺容量呼吸波
70  位相シフト
82  臨床調査統計のチャート
84  13人の患者
86  性別
88  年齢
90  病状
104、106、108  相関係数
140  基準信号
142  生理学的プロセス
144  呼吸
146  心拍変調
148  動脈性血液量変調
150  肺容量呼吸波の非侵襲センサ
152  入力信号ΔABVin(t)
154  脳血管性自己制御システム
156  頭蓋内呼吸波の非侵襲センサ
158  出力信号ΔCBVout(t)
160、166  呼吸波の第１高調波の適応バンドパスフィルタ
162  情報信号
164  ΔΦメータ
168  フィルタされた基準信号
170  初期位相シフト修正器
172  適応フィルタの制御装置
174  パーソナルコンピュータ
176  ディスプレイ
180、184  情報信号
182、186  基準信号
190  装置
191  非侵襲の肺容量呼吸波センサ
192  非侵襲の頭蓋内血液量呼吸波センサ
193  式Asin(ω1t-ΔΦ(t))
194  適応フィルタの制御装置
195  式Bsin(ω1t-Φ0)
196  呼吸波の第１高調波の適応通過帯域フィルタ
198  位相シフトモニタ
200  CAS監視ディスプレイ
202  CASに関する判断部
204  正常
206  低下する
208  アラーム
【図１Ａ】
2008518663.tif 000003
【図１Ｂ】
2008518663.tif 000004
【図１Ｃ】
2008518663.tif 000005
【図２】
2008518663.tif 000006
【図３】
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【図４】
2008518663.tif 000008
【図５】
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【図６】
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【図７】
2008518663.tif 000011
【図８】
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【図９】
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【図１０】
2008518663.tif 000014
【図１１】
2008518663.tif 000015
【図１２】
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【国際調査報告】
2008518663.tif 000017