(57)【要約】時間とともに変化する波形を生成するため、周囲圧力が時間の関数として変化する生体の器官（２８）の中で圧力センサ（３６，９０，１７４）を使用して前記周囲圧力を検知するステップを有する方法。ここにおいて圧力センサは周囲圧力に応答して変化する静電容量を有する。静電容量を変化させる、従って時間とともに変化する波形を変化させる較正電圧が圧力センサに適用される。波形に対する較正電圧の寄与を分離しそして測定するために、時間とともに変化する波形が処理される。測定された較正電圧の寄与を使用して周囲圧力に対する静電容量の依存性が較正される。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
時間とともに変化する波形を生成するため、生体の器官の中で圧力センサを使用して時間の関数として変化する前記生体の器官の周囲圧力を検知するステップと；
ここにおいて前記圧力センサは前記周囲圧力に応答して変化する静電容量を有し、
前記静電容量を、従って時間とともに変化する波形を変化させる、較正電圧を前記圧力センサに適用するステップと；
前記波形に対する前記較正電圧の寄与を分離しそして測定するために、前記時間とともに変化する波形を処理するステップと；そして
前記測定された較正電圧の寄与を使用して前記周囲圧力に対する前記静電容量の依存性を較正するステップと；
を有することを特徴とする方法。
【請求項２】
前記較正電圧を適用するステップは、前記波形が事前設定された基準を満たす１つまたはそれ以上の時間期間を自動的に識別するステップと、そして前記識別された時間期間の間に前記較正電圧を適用するステップと、を有することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記周囲圧力は周期的サイクルに従って時間の関数として振動し、そして前記較正電圧を適用するステップは、前記サイクルの事前設定された位相において前記較正電圧を活性化するステップを有する、ことを特徴とする請求項１または２に記載の方法。
【請求項４】
前記較正電圧を適用するステップは、前記波形が事前設定された変化より少なく変化する前記周期的サイクルの一部において、前記較正電圧を活性化するステップを有する、ことを特徴とする請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記較正電圧を適用するステップは、前記波形が事前設定された値を持つ前記サイクルの位相において前記較正電圧を活性化するステップを有する、ことを特徴とする請求項３に記載の方法。
【請求項６】
前記波形を処理するステップは、前記較正電圧が適用される１つまたはそれ以上の時間を自動的に識別するため、前記波形を分析するステップと、そして前記自動的に識別された時間において前記較正電圧の寄与を測定するステップと、を有することを特徴とする請求項１−５のいずれかに記載の方法。
【請求項７】
前記較正電圧を適用するステップは、１つまたはそれ以上の事前設定された時間において前記較正電圧を活性化するステップを有し、そして前記波形を処理するステップは、前記事前設定された時間に同期することにより前記寄与を測定するステップを有する、ことを特徴とする請求項１−６のいずれかに記載の方法。
【請求項８】
前記波形を処理するステップは、前記較正電圧が適用される１つまたはそれ以上の第１の時間を識別するステップと、前記較正電圧が適用されない１つまたはそれ以上の第２の時間を識別するステップと、そして前記第１の時間における前記波形を前記第２の時間における前記波形と比較することにより、前記較正電圧の寄与を測定するステップと、を有することを特徴とする請求項１−７のいずれかに記載の方法。
【請求項９】
前記較正電圧を適用するステップは、少なくとも２つの異なる較正電圧レベルを適用するステップを有する、ことを特徴とする請求項１−８のいずれかに記載の方法。
【請求項１０】
前記波形を処理するステップは、前記静電容量を所定の静電容量値に到達させる前記較正電圧のレベルを決定するステップを有する、ことを特徴とする請求項１または２に記載の方法。
【請求項１１】
前記波形を処理するステップは、前記圧力センサの電極に関係する分離した事象をトリガーする前記較正電圧のレベルを決定するステップを有する、ことを特徴とする請求項１または２に記載の方法。
【請求項１２】
周囲圧力が時間の関数として変化する生体の器官の中で圧力センサを使用して前記周囲圧力を検知するステップと；
前記圧力センサは前記周囲圧力に応答して変化する静電容量を有し、
発振器回路を動作させるステップと；
前記発振器回路は前記圧力センサに接続し、前記発振器回路の出力は前記静電容量に依存し、従って前記周囲圧力に依存し、
前記静電容量を変化させる較正電圧を前記圧力センサに適用するため、前記発振器回路の動作点を変化させるステップと；
前記較正電圧に起因する前記発振器回路の出力の変化を検知するステップと；そして
前記検知された変化を使用して、周囲圧力に対する前記静電容量の依存性を較正するステップと；
を有することを特徴とする方法。
【請求項１３】
前記発振器回路の動作点を変化させるステップは、前記発振器回路の電源電圧を変化させるステップを有する、ことを特徴とする請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
前記発振器回路を動作させるステップは、前記発振器回路の出力周波数を前記静電容量の関数として調整するステップを有する、ことを特徴とする請求項１２または１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記発振器回路を動作させるステップは、前記圧力センサを含むフィードバックループに接続するシュミットトリガを動作させるステップを有する、ことを特徴とする請求項１２−１４のいずれかに記載の方法。
【請求項１６】
前記発振器回路を動作させるステップは、前記圧力センサと標準コンデンサとの間で前記発振器回路を切り替えるステップを有し、そして前記依存性を較正するステップは、それぞれ前記圧力センサに接続された場合と、前記標準コンデンサに接続された場合の第１と第２の出力を比較するステップを有する、ことを特徴とする請求項１２−１５のいずれかに記載の方法。
【請求項１７】
装置であって、
圧力センサと；
前記圧力センサは、周囲圧力が時間の関数として変化する生体の器官の中に取り付けられ、そして時間とともに変化する波形を生成するため、前記周囲圧力に応答して変化する静電容量を使用して前記周囲圧力を検知するように構成され、そして
較正回路と；
を有し、
前記較正回路は、前記静電容量を変化させ、従って前記時間とともに変化する波形を変化させる較正電圧を前記圧力センサに適用し；前記波形に対する前記較正電圧の寄与を分離しそして測定するために、前記時間とともに変化する波形を処理し；そして前記測定された較正電圧の寄与を使用して、前記周囲圧力に対する前記静電容量の依存性を較正する、ように構成される、
ことを特徴とする装置。
【請求項１８】
前記較正回路は、前記波形が事前設定された基準を満たす１つまたはそれ以上の時間期間を自動的に識別し、そして前記識別された時間期間の間に前記較正電圧を適用するように構成される、ことを特徴とする請求項１７に記載の装置。
【請求項１９】
前記周囲圧力は周期的サイクルに従って時間の関数として振動し、そして前記較正回路は、前記サイクルの事前設定された位相において前記較正電圧を適用するように構成される、ことを特徴とする請求項１７または１８に記載の装置。
【請求項２０】
前記較正回路は、前記波形が事前設定された変化より少なく変化する、前記周期的サイクルの一部において、前記較正電圧を適用するように構成される、ことを特徴とする請求項１９に記載の装置。
【請求項２１】
前記較正回路は、前記波形が事前設定された値を持つ前記サイクルの位相において前記較正電圧を適用するように構成される、ことを特徴とする請求項１９に記載の装置。
【請求項２２】
前記較正回路は、前記較正電圧が適用される１つまたはそれ以上の時間を自動的に識別するため、前記波形を分析し、そして前記自動的に識別された時間において前記較正電圧の寄与を測定するように構成されることを特徴とする請求項１７−２１のいずれかに記載の装置。
【請求項２３】
前記較正回路は、前記圧力センサに接続し、そして１つまたはそれ以上の事前設定された時間において前記較正電圧を適用するように構成される第１の回路と、そして前記器官の外部にあり、前記事前設定された時間に同期することにより前記寄与を測定するように構成される第２の回路と、を有することを特徴とする請求項１７−２２のいずれかに記載の装置。
【請求項２４】
前記較正回路は、前記較正電圧が適用される１つまたはそれ以上の第１の時間を識別し、前記較正電圧が適用されない１つまたはそれ以上の第２の時間を識別し、そして前記第１の時間における前記波形を前記第２の時間における前記波形と比較することにより、前記較正電圧の寄与を測定するように構成される、ことを特徴とする請求項１７−２３のいずれかに記載の装置。
【請求項２５】
前記較正電圧の適用は、少なくとも２つの異なる較正電圧レベルの適用を含む、ことを特徴とする請求項１７−２４のいずれかに記載の装置。
【請求項２６】
前記波形の処理は、前記静電容量を所定の静電容量値に到達するようにさせる前記較正電圧のレベルの決定を含む、ことを特徴とする請求項１７または１８に記載の装置。
【請求項２７】
前記波形の処理は、前記圧力センサの電極に関係する分離した事象をトリガーする、前記較正電圧のレベルの決定を含む、ことを特徴とする請求項１７または１８に記載の装置。
【請求項２８】
装置であって、
圧力センサと；
前記圧力センサは、周囲圧力が時間の関数として変化する生体の器官の中に取り付けられ、そして前記周囲圧力に応答して変化する静電容量を使用して前記周囲圧力を検知するように構成され、
発振器回路と；
前記発振器回路は前記圧力センサに接続し、そして前記発振器回路は、前記発振器回路の出力が前記静電容量に依存し、従って前記周囲圧力に依存して変化する、ように発振するべく構成され、
較正回路と；
を有し、
前記較正回路は、前記静電容量を変える較正電圧を前記圧力センサに適用するため、前記発振器回路の動作点を変化させ、前記較正電圧に起因する前記発振回路の出力の変化を検知し、そして前記検知された変化を使用して前記周囲圧力に対する前記静電容量の依存性を較正する、ように構成される、
ことを特徴とする装置。
【請求項２９】
前記較正回路は、前記発振器回路の電源電圧を変化させることにより前記動作点を変化させるように構成される、ことを特徴とする請求項２８に記載の装置。
【請求項３０】
前記発振器回路は、前記発振器回路の出力の周波数を前記静電容量の関数として調整するように構成される、ことを特徴とする請求項２８または２９に記載の装置。
【請求項３１】
前記発振器回路は、前記圧力センサを含むフィードバックループに接続するシュミットトリガを有する、ことを特徴とする請求項２８−３０のいずれかに記載の装置。
【請求項３２】
前記較正回路は、前記圧力センサと標準コンデンサとの間で前記発振器回路を切り替え、そして、前記圧力センサに接続された場合と、前記標準コンデンサに接続された場合のそれぞれ第１と第２の出力を比較することにより前記依存性を較正する、ように構成される、ことを特徴とする請求項２８−３１のいずれかに記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般的に圧力変換器に関し、詳細には圧力変換器の較正に関するものである。
【０００２】
（関連出願の相互参照）
本出願は２０１２年１１月１４日出願の米国暫定出願６１／７２６、０２２（特許文献１）の恩恵を主張し、その開示内容は本明細書に参照として採り入れられる。
【背景技術】
【０００３】
センサの埋め込みは、心室内の血圧測定のような患者の生理学的パラメータをモニタするのに使用される。種々のタイプのセンサ埋め込みおよび関連手法が従来技術で公知である。例えば、米国特許出願公報２００７／０２６１４９６（特許文献２）、それは本明細書に参照として採り入れられるが、圧力センサを含む生物学的流体装置を記載している。圧力センサは圧縮可能容器を有し、その圧縮は圧力を示し、そして無線通信が可能である。
【０００４】
米国特許７，３３５，１６１（特許文献３）、それは本明細書に参照として採り入れられるが、１つまたはそれ以上の埋め込み型圧力センサからの血圧波形を収集するように構成されそしてプログラムされた、埋め込み可能な心臓装置を記載している。検知された心臓サイクルでアライメントされた波形を平均化することにより、圧力波形中の特徴を取り出し、そしてノイズを減少させる技法が記載されている。ノイズはまた、他のセンサデータに従って実行されるゲーティングおよび較正関数により低減可能である。
【０００５】
米国特許５，９４２，６９２（特許文献４），その開示は参照により本明細書に組み込まれるが、チャンバを含む静電容量型圧力センサであって、そのチャンバは圧力が決定されるべき領域に接続している圧力センサを記載し。センサは、導電性のフレキシブルダイアフラムと、一対の電極を有し、そのそれぞれはダイアフラムと静電容量を画定する。チャンバ内の圧力の変動は、ダイアフラムのたわみを引き起こし、それは次に静電容量の変動を引き起こす。処理回路は、励起信号をコンデンサに適用し、そしてコンデンサを誘導素子に接続する。誘導性素子を流れる電流は、センサ静電容量の差、従ってダイアフラムの撓み、そしてチャンバ内の圧力、を特定するために検出される。
【０００６】
米国特許出願公開２００７／０１４２７２７（特許文献５）は、その開示内容は参照により本明細書に組み込まれるが、１つ以上の埋め込み型圧力センサと、センサと無線通信する埋め込み型通信装置と、そして通信装置から受信した未較正の圧力データを較正するためにリアルタイムの気圧データを使用するように適応された外部データ処理ユニットと、を有する心臓血管圧力データ分析システムを記載している。外部データ処理ユニットは、携帯することができ、遠隔データベースに対して較正圧力データを転送するために遠隔データベースと通信し、そして通信装置に再プログラミング情報を提供することができる。圧力データを分析するための方法は、人体内の埋め込み型圧力センサから圧力データを収集するステップと、人体内に埋め込まれた通信装置を介して圧力データを取得するステップと、通信装置から外部のデータ処理ユニットに圧力データを送信するステップと、外部処理装置においてセンサの固有の特性を補償するために圧力データを較正するステップとを有する。
【０００７】
米国特許出願公開２０１１／０１６０５６０（特許文献６）は、その開示内容は参照により本明細書に組み込まれるが、１つの容積内の圧力を測定するように構成され適応された、センサ組立体を有する埋め込み型圧力センサーシステムを記載している。センサ組立体は、少なくとも第１のＭＥＭＳ圧力センサ、メモリ手段を持つ特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、温度補償システム、ドリフト補償システム、およびセンサ組立体に電力を供給するための電源手段を有している。第１のＭＥＭＳ圧力センサは露出圧力に応答する圧力検知素子を有し、圧力センサ素子は露出圧力を表す圧力センサ信号を生成するように適応されている。温度補償システムは、圧力センサ信号における温度誘発性変動を補正するように適応され、そしてドリフト補償システムは、圧力センサ信号の圧力と温度誘発性ドリフトを補正するように適応されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】米国暫定出願６１／７２６、０２２
【特許文献２】米国特許出願公報２００７／０２６１４９６
【特許文献３】米国特許７，３３５，１６１
【特許文献４】米国特許５，９４２，６９２
【特許文献５】米国特許出願公開２００７／０１４２７２７
【特許文献６】米国特許出願公開２０１１／０１６０５６０
【発明の概要】
【０００９】
本明細書に記載される実施形態は、時間とともに変化する波形を生成するため、周囲圧力が時間の関数として変化する生体の器官の中で圧力センサを使用して周囲圧力を検知するステップと；ここに圧力センサは周囲圧力に応答して変化する静電容量を有し；静電容量を変化させる、従って時間とともに変化する波形を変化させる較正電圧を圧力センサに適用するステップと；波形に対する較正電圧の寄与を分離しそして測定するために、時間とともに変化する波形を処理するステップと；そして測定された較正電圧の寄与を使用して周囲圧力に対する静電容量の依存性を較正するステップと；を有することを特徴とする方法、を提供する。
【００１０】
幾つかの実施形態では、較正電圧を適用するステップは、波形が事前設定された基準を満たす１つまたはそれ以上の時間期間を自動的に識別するステップと、そしてその識別された時間期間の間に較正電圧を適用するステップとを有する。いくつかの実施形態では周囲圧力は周期的サイクルに従って時間の関数として振動し、そして較正電圧を適用するステップは、そのサイクルの事前設定された位相において較正電圧を活性化するステップを有する。較正電圧を適用するステップは、波形が事前設定された変化より少なく変化する、周期的サイクルの一部において、較正電圧を活性化するステップを有する。さらにあるいは、較正電圧を適用するステップは、波形が事前設定された値を持つサイクルの位相において較正電圧を活性化するステップを有する。
【００１１】
ある実施形態では、波形を処理するステップは、較正電圧が適用される１つまたはそれ以上の時間を自動的に識別するため、波形を分析するステップと、そして自動的に識別された時間において較正電圧の寄与を測定するステップと、を有する。もう１つの実施形態では、較正電圧を適用するステップは、１つまたはそれ以上の事前設定された時間において較正電圧を活性化するステップを有し、そして波形を処理するステップは、事前設定された時間に同期させることにより寄与を測定するステップを有する。
【００１２】
もう１つの実施形態では、波形を処理するステップは、較正電圧が適用される１つまたはそれ以上の第１の時間を識別するステップと、較正電圧が適用されない１つまたはそれ以上の第２の時間を識別するステップと、そして第１の時間における波形を第２の時間における波形と比較することにより、較正電圧の寄与を測定するステップと、を有する。さらに別の実施形態では、較正電圧を適用するステップは、少なくとも２つの異なる較正電圧レベルを適用するステップを有する。さらに別の実施形態では、波形を処理するステップは、静電容量を所定の静電容量値に到達するようにさせる較正電圧のレベルを決定するステップを有する。別の実施形態では、波形を処理するステップは、圧力センサの電極に関係する分離した事象をトリガーする較正電圧のレベルを決定するステップを有する。
【００１３】
本発明の１実施形態によれば、さらに、周囲圧力が時間の関数として変化する生体の器官の中で圧力センサを使用して周囲圧力を検知するステップを有する方法が提供され、ここに圧力センサは周囲圧力に応答して変化する静電容量を有する。圧力センサに接続する発振器回路は、発振器回路の出力が静電容量に依存し、従って周囲圧力に依存して変化するように動作する。静電容量を変える較正電圧を圧力センサに適用するため、発振器回路の動作点が変化される。較正電圧に起因する発振器回路の出力の変化が検知される。検知された変化を使用して、周囲圧力に対する静電容量の依存性が較正される。  
【００１４】
幾つかの実施形態では、発振器回路の動作点を変更するステップは、発振器回路の電源電圧を変化させるステップを有する。幾つかの実施形態では、発振器回路を動作させるステップは、発振器回路の出力周波数を静電容量の関数として調整するステップを有する。ある実施形態では、発振器回路を動作させるステップは、圧力センサを含むフィードバックループに接続するシュミットトリガを動作させるステップを有する。開示された実施形態では、発振器回路を動作させるステップは、圧力センサと標準コンデンサとの間で発振器回路を切り替えるステップを有し、そして依存性を較正するステップは、それぞれ圧力センサに接続された場合と、標準コンデンサに接続された場合の第１と第２の出力を比較するステップを有する。
【００１５】
本発明の１実施形態によれば、追加として、圧力センサと較正回路を有する装置が提供される。圧力センサは、周囲圧力が時間の関数として変化する生体の器官の中に取り付けられ、そして時間とともに変化する波形を生成するため、周囲圧力に応答して変化する静電容量を使用して周囲圧力を検知するように構成される。較正回路は、静電容量を変化させ、従って時間とともに変化する波形を変化させる較正電圧を圧力センサに適用し；波形に対する較正電圧の寄与を分離しそして測定するために、時間とともに変化する波形を処理し；そして測定された較正電圧の寄与を使用して周囲圧力に対する静電容量の依存性を較正する、ように構成される。  
【００１６】
本発明の１実施形態によれば、さらに、圧力センサと発振器回路と較正回路とを有する装置が提供される。圧力センサは、周囲圧力が時間の関数として変化する生体の器官の中に取り付けられ、そして周囲圧力に応答して変化する静電容量を使用して周囲圧力を検知するように構成される。発振器回路は圧力センサに接続し、そして発振器回路は、発振器回路の出力が静電容量に依存し、従って周囲圧力に依存して変化する、ように発振するべく構成される。較正回路は、静電容量を変える較正電圧を圧力センサに適用するため、発振器回路の動作点を変化させ、較正電圧に起因する発振回路の出力の変化を検知し、そして検知された変化を使用して周囲圧力に対する静電容量の依存性を較正する、ように構成される。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
本発明は、その実施形態の詳細な記述、および以下の付属の図面により、十分に理解されよう：
【図１】本発明の実施形態にもとづく、左心房血圧をモニタするスステムを概略示すブロック図である。
【図２】本発明の実施形態にもとづく、静電容量ベース圧力センサにおけるドリフト効果を概略示すグラフである。
【図３】本発明の実施形態にもとづく、静電容量ベース圧力センサにより測定された時間と共に変化する血圧を示すグラフである。
【図４】本発明の実施形態にもとづく、心臓インプラント内の制御ユニットを概略示すブロック図である。
【図５】本発明の実施形態にもとづく、静電容量ベース圧力センサに較正電圧を適用する効果を示すグラフである。
【図６】本発明の実施形態にもとづく、静電容量−周波数変換器の事例としての回路図である。
【図７】本発明の実施形態にもとづく、図６の静電容量から周波数への変換器における波形を示すグラフである。
【図８】本発明の実施形態にもとづく、静電容量−周波数変換器を較正する方法を概略示す流れ図である。
【図９】本発明の実施形態にもとづく、静電容量−周波数変換器の事例としての回路図である。
【図１０】本発明の実施形態にもとづく、静電容量−周波数変換器の事例としての回路図である。
【発明を実施するための形態】
【００１８】
（概要）
本明細書に記載される本発明の実施形態は、静電容量ベース圧力センサを較正する改良された方法とシステムを提供する。本明細書に記載される本発明の実施形態は、主に心臓インプラントを使用した心臓の血圧の測定に関しているが、開示された技術は他のさまざまな用途に使用できる。
【００１９】
静電容量ベース圧力センサは一定の圧力−静電容量依存性を有し、それはセンサ静電容量から圧力を導出するのに使用される。しかし実務上は、センサの圧力−静電容量依存性は、例えばセンサの上または周りに構築されたセンサ要素または組織の経年変化により、時間とともに大幅にドリフトする可能性がある。較正および補償されないと、このドリフトは圧力推定を大幅にゆがめる恐れがある。
【００２０】
較正作業は、測定される周囲の血圧がノイズを含みそして患者の心臓サイクルに従って定期的に変化するという事実により、さらに複雑になる。従って圧力センサの読み出しはノイズを含み、時間と共に変化する波形を形成する。本明細書に開示される技法は、センサの圧力−静電容量依存性をこの波形を使用して較正する。
【００２１】
幾つかの実施形態では、インプラントは較正電圧を圧力センサに適用する較正回路を有する。較正電圧はセンサ静電容量を変化させ、それは次に時間と共に変化する波形を変化させる。言い換えれば、時間と共に変化する波形は２つの要因により影響される−周囲の血圧および較正電圧。較正回路は、較正電圧の貢献度を測定し、そしてこの貢献度を他の要因から分離するために、時間と共に変化する波形を処理する。較正電圧の測定された貢献度は、その後、センサの圧力−静電容量依存性を較正するのに使用される。
【００２２】
本明細書には、幾つかの較正回路構成の事例が記載されている。いくつかの実施形態では、較正電圧が圧力センサ電極に直接適用される。他の実施形態では、圧力センサは発振器回路に接続され、そして較正は、発振器回路の動作点を変更するために使用され、従ってセンサの静電容量を間接的に変更する。
【００２３】
時間と共に変化する波形に対する較正電圧の貢献度を分離しそして測定するための幾つかの技法が記載される。これら技法のいくつかは周期的な心臓サイクルへの同期、そして較正電圧を適用するための適合する時間間隔の選択を含む。
【００２４】
開示された技法は静電容量ベース圧力センサの圧力−静電容量依存性において、ドリフトに対する高精度の補償を提供する。これらの技法は特に周囲の血圧がノイズを含みそして時間と共に変化する環境に対して設計されている。しかしそれらは静的環境にも適合している。本明細書に記載される方法とシステムは、リアルタイムで動作し、そして完全に非侵襲的である。それにより、圧力センサは性能の低下なく何年も動作し続けることができる。
【００２５】
（システムの記述）
図１は、本発明の実施形態による、左心房の血圧をモニタするためのシステム２０を概略示すブロック図である。システム２０は、患者３０の心臓２８内に埋め込まれるインプラント２４、及び患者に近接して配置されている外部ユニット３２を備える。
【００２６】
インプラント２４は心臓２８の左心房（ＬＡ）内の時間と共に変化する周囲血圧を測定し、そして対応する時間と共に変化する波形を外部ユニット３２に送信する。外部ユニットはインプラント２４から受信した波形に基づいて血圧を推定し、そして、推定血圧値をユーザ、例えば医師または患者自身に出力する。いくつかの実施形態では、外部ユニットはまた、例えば誘導結合を用いて、インプラントに電力を供給する。
【００２７】
図１の実施形態では、インプラント２４は、静電容量ベース圧力センサ３６を備えている。本実施例では、圧力センサ３６は微小電気機械システム（ＭＥＭＳ）技術を用いて作成された１つのコンデンサを備える。このコンデンサの一方の電極は、周囲の血圧にさらされる膜を含む。血液によって膜に加えられた圧力は、コンデンサ電極間の間隔を設定し、そして従って、コンデンサの静電容量を設定する。代替の実施形態では、圧力センサ３６は、その静電容量が周囲の血圧を示す他の任意の種類のセンサからなってもよい。
【００２８】
インプラント２４は、圧力センサ３６を制御しそして読む制御ユニット４０を有する。他のタスクの中でも、制御ユニット４０は、圧力センサ３６の時間と共に変化する静電容量を示す、時間と共に変化する波形、したがって時間と共に変化する圧力を生成する。インプラント２４は、その後の処理のためにアンテナ４８を介して時間と共に変化する波形を外部ユニット３２に送信する、送信ユニット４４を備える。例示的な実施形態では、送信ユニット４４は、その周波数が波形の振幅に比例する（従って測定された圧力に比例する）方形波を送信する。
【００２９】
外部ユニット３２は、アンテナ５２及び受信機５６を使用してインプラント２４から時間と共に変化する波形を受信する。その後プロセッサ６０は、受信した波形を処理し圧力センサ３６で感知された実際の血圧を推定する。推定された血圧は、適合するインターフェースを用いてユーザに出力として提供される。
【００３０】
いくつかの実施形態では、制御ユニット４０は外部ユニット３２と連動して、圧力センサ３６の圧力−静電容量依存性におけるドリフト効果を補償する較正プロセスを実行する。この較正プロセス、およびこのような較正をサポートする制御ユニット４０の幾つかの例示的構成が以下で詳述される。
【００３１】
図１に示すインプラント２４と外部ユニット３２の構成は、純粋に概念の明確化のために選択された構成例である。図４および図６は制御ユニット４０の要素のための事例的実装スキームを示す。しかしながら、任意の他の適切な構成が、インプラントおよび／または外部ユニットの実装に使用できる。
【００３２】
開示される較正技術は、インプラント２４の制御ユニット４０によって、または外部ユニット３２のプロセッサ６０によって、あるいはその両方によって、実行することができる。本特許出願および特許請求の範囲の文脈においては、較正タスクを実行する制御ユニット４０および／またはプロセッサ６０の要素は、集合的に「較正回路」と呼ばれる。開示される技術の理解に必要ではないインプラントおよび／または外部ユニットの要素は、明確化のために図から省略されている。
【００３３】
インプラント２４と外部ユニット３２の様々な要素は、例えば、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）またはフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）のようなハードウェアを使用して、またはソフトウェアを使用して、またはハードウェアとソフトウェアの組み合わせを使用して実装することができる。いくつかの実施形態では、インプラント２４および／または外部ユニット３２の要素は、本明細書で記載される機能を実行するためにソフトウェアでプログラムされた汎用プロセッサを使用して実装されている。ソフトウェアは、例えば、ネットワークを介して、電子的形態でプロセッサにダウンロードされてもよく、またはソフトウェアは、代替的にまたは追加的に、磁気的、光学的、または電子メモリのような非一過性接触可能媒体上に提供および／または、保管することができる。
【００３４】
（静電容量ベース圧力センサにおけるドリフト効果）
システム２０は、センサ３６の静電容量を評価することによって、心臓２８内の周辺血圧を測定する。基礎となる仮定は、静電容量がいくつかの既知の依存性に従って圧力の関数として変化することであり、その関数はその後測定された静電容量から圧力を導出するために使用される。
【００３５】
しかし、実際には周囲圧力に対するセンサの静電容量の依存性は、時間とともにドリフトする。たとえば、依存性は新しいインプラント２４が、心臓２８に埋め込まれた直後にはある一定の関数に従うが、数ヶ月後にはドリフトして別の関数に従う。このドリフトは、例えば、センサ膜の質量又は剛性の変化により、センサ上又はその近傍における生体組織の成長または堆積により、または様々な他のメカニズムによって引き起こされ得る。
【００３６】
図２は本発明の実施形態にもとづく、静電容量ベース圧力センサ３６におけるドリフト効果を概略示すグラフである。曲線７０は、心臓に埋め込み直後の圧力センサ３６の圧力−静電容量依存性を示す。曲線７４は、埋め込み後数ヶ月または数年の圧力−静電容量依存性を示す。図に見られるように、二つの曲線の間にかなり大きいドリフトがある。考慮しない限り、この種のドリフトはシステム２０の圧力推定の精度を大幅に低下させることがある。
【００３７】
ドリフト較正の問題は、測定された圧力が一定ではなく、むしろノイズが多く、そして患者の心臓サイクルに従って時間とともに変化する、という事実によりさらに複雑となる。
【００３８】
図３は、本発明の実施形態による圧力センサ３６によって測定された、時間変化する血圧の一例を示すグラフである。曲線８０は１キロヘルツのレートでサンプリングされた、時間の関数としての血圧を示す。図に見られるように、血圧は心臓周期に従った周期的なパターンで振動し、そしてかなりの測定ノイズを含む。圧力センサ３６の静電容量、およびインプラントによって生成された波形は、それに応じて時間とともに変化する。理解できるように、このような波形に対するドリフトを較正することは、一定の圧力での測定値を較正することよりもかなり複雑である。
【００３９】
（事例的なドリフト較正スキーム）
いくつかの実施形態では、システム２０内の較正回路は、較正電圧を圧力センサ３６に適用することにより圧力−静電容量依存性におけるドリフトを較正する。適用される較正電圧は、センサ膜の付加的なゆがみを引き起こす。膜の総ゆがみ量は、したがって２つの要因によって影響される−周囲の血圧、および較正電圧。
【００４０】
別言すれば、（静電容量は、膜のゆがみ量に依存するため）、センサ３６の読み出しは、２つの要因−周囲の血圧、および較正電圧に依存する時間的に変化する波形を生成する。典型的には、較正回路は、２つの要素の間を区別するように、即ち、時間とともに変化する波形に対する較正電圧の寄与を分離するように、波形を処理する。その後較正回路は、圧力センサ３６の圧力−静電容量依存性におけるドリフトを較正するため、較正電圧の分離された寄与を使用する。
【００４１】
図４は、本発明の実施形態にもとづく、インプラント２４の制御ユニット４０の要素を概略示すブロック図である。図４の実施形態では、制御ユニット４０は、周囲の血圧を測定するため、ＭＥＭＳ静電容量ベース圧力センサ９０を読み取る。
【００４２】
この例では、インプラントは、さらに、１つの基準静電容量ベースセンサ９４および２つの固定コンデンサ９８を含み、これらすべては基準静電容量として機能する。基準静電容量ベースセンサ９４は静電容量ベース圧力センサ９０に類似している。しかし基準センサ９４は圧力センサ９０と異なり、血液にさらされず、したがって基準測定値を得るために使用することができる。２つの固定コンデンサ９８は、典型的には、圧力センサ９０の静電容量の範囲内の異なる既知の値を有する。制御ユニット４０内の論理ユニット１１０は、選択スイッチ１０２を使用してそれら４つのコンデンサの出力の間でいずれかを選択する。
【００４３】
ある実施形態では、制御ユニット４０は、静電容量−周波数変換器１０６を備え、静電容量−周波数変換器１０６は、その周波数が選択されたコンデンサの静電容量を示す波形を形成する。本実施例では、静電容量−周波数変換器１０６は、周波数が１０ＭＨｚ程度である方形波クロック信号（図中では「センサクロックアウト」と表記）を生成する。クロック信号の正確な周波数は、測定された静電容量に依存する。波形は、論理ユニット１１０へ提供される。それに続く信号の処理（例えば、外部ユニット３２への送信、信号を使用した較正）は、明確化のためこの図には示されていない。
【００４４】
制御ユニット４０は動作電圧モジュール１１４を備え、それは適切な較正電圧を圧力センサ（圧力センサ９０または基準センサ９４）の電極の１つに適用する。本実施例では、論理ユニット１１０は、適切な制御信号を使用して動作電圧モジュール１１４を制御することによって、２または３ビットの分解能を有する較正電圧を選択する。動作電圧モジュール１１４は、制御ユニット４０の主電源電圧から所望の電圧レベルを生成する。
【００４５】
図４のスキームは、純粋に一例として示されている。代替の実施形態では、制御ユニット４０は、他の任意の適切な方法で、較正電圧を圧力センサに適用してもよい。その周波数がセンサの静電容量に依存する発振器の動作点を変更することにより、較正電圧が間接的に適用される代替的スキームは、以下の図６に示される。
【００４６】
（センサ静電容量に対する較正電圧の寄与の分離）
上述したように、圧力センサの静電容量は、（１）周囲圧力及び（２）較正電圧に依存する。周囲圧力は、典型的に、時間と共に変化しかつノイズを有する。正確なドリフト補償を行うために、システム２０は、圧力センサから生成されたノイズを含み、時間と共に変化する波形を処理し、較正センサの寄与を他の要因から分離する。
【００４７】
システム２０は、様々な方法で較正電圧の寄与を分離してもよい。いくつかの実施形態において、システム２０は、事前に定義された基準を満たす時間間隔においてのみ較正電圧を適用する。このような間隔は、典型的には、心臓周期の特定の位相において選択される。例えば、システムは、波形の振幅が事前設定の変化量よりも小さく変化する心臓周期の位相においてのみ較正電圧を活性化してもよい。そのような間隔においては、急速に変化する心臓周期の部分よりも較正電圧の寄与の測定が簡単である。
【００４８】
図５は、本発明の実施形態にもとづく、静電容量ベース圧力センサに較正電圧を適用する効果を示すグラフである。グラフは、圧力センサを読み取ることにより生成される時間と共に変化する波形の振幅の２心臓周期にわたるシミュレーションを示す。  
【００４９】
曲線１２０は、較正電圧を全く適用しない場合の波形の振幅を示している。曲線１３０は、較正電圧が時間１４０と１５０との間に適用（すなわち、時刻１４０で活性化され、時刻１５０で非活性化）された場合の波形の振幅を示している。図に見られるように、間隔１５４のようなゆっくりと変化する期間では、波形の振幅に対する較正電圧の寄与を測定することは比較的簡単であるが、一方、急速に変化する時間間隔では、このタスクはより複雑でより精度が低い。
【００５０】
１つの例示的な実施形態では、システム２０は、較正電圧が適用されている１つまたは複数の時間間隔を較正電圧が適用されていない対応する間隔に対して比較することにより、較正電圧の寄与を測定する。図５の例では、システム２０は、間隔１５４（較正電圧が適用される）における振幅を対応する間隔１６０（較正電圧が適用されていない、別の心臓周期における同じ位相）における振幅と比較してもよい。これらの振幅の平均値の差は、波形振幅に対する較正電圧の寄与を示す。
【００５１】
いくつかの実施形態では、システム２０は、ノイズの影響を低減し、全体的に測定精度を向上させるため、複数の心臓周期にわたる上記の測定値を平均する。いくつかの実施形態では、システム２０は、上述した比較を行うために、較正電圧が適用された間隔と較正電圧が適用されていない区間を自動的に識別する。
【００５２】
いくつかの実施形態では、システム２０は、自動的に患者の心臓周期に同期し、そして所望の基準を満たす時間間隔（例えば、ゆっくりと変化する波形の期間）を識別する。その後システム２０は、これらの間隔のうちの少なくともいくつかにおいて較正電圧を適用し（一方で、比較のため、較正電圧が適用されない間隔をいくつか潜在的に残しながら）、そしてその間隔内の波形振幅から較正電圧の分離された寄与を計算する。
【００５３】
代替の実施形態では、システム２０は、波形が所定の値を有する心臓周期の位相において較正電圧を活性化する。この技術は、心臓周期のタイミングに同期し、そして周期の所望の位相において較正電圧を適用するための別の可能性である。
【００５４】
他の実施形態では、システム２０は、複数の較正電圧を適用する。この種の較正は、波形の振幅に対する較正電圧の寄与の高精度の分離を可能にする。システムは必ずしも心臓周期に同期せずに較正電圧を適用してもよい。例えば、システムは、周囲圧力または心臓周期に関係しない特定の時刻において複数の電圧を適用してもよい。例示的な実施形態では、第１の電圧が動作開始３秒後に適用され、第２の電圧が動作開始６秒後に適用され、第３の電圧が動作開始８秒後に適用される。このような方式では、それぞれの較正電圧は、典型的には、いくつかの心臓周期にわたって適用される。
【００５５】
他の実施形態では、システム２０は、事前定義された静電容量値を設定するために必要とされる較正電圧値を特定する。いくつかの実施形態では、システム２０は徐々に増加する較正電圧を適用し、そして圧力センサの電極に関連するいくつかの別個の検出可能な事象を引き起こす較正電圧値を求める。例えば、システム２０は、「タッチポイント」に相当する較正電圧値−センサの電極を互いに物理的に接触するようにさせる電圧を求めることができる。
【００５６】
別の例として、システム２０は、「プルイン」ポイントに対応する較正電圧値を求めることができる。プルインは、センサの膜が他の電極に向かってつぶれる現象である。この別個の事象は、例えば、特定の電圧−静電容量関係と電流の急激な変化の両方を検出することによって検出することができる。このような事象を検出すると、システム２０は、例えば、既知の条件で測定したベースライン測定値とその測定値とを比較することによって、較正電圧の寄与を推定することができる。さらにあるいは、システム２０は、ある閾値較正電圧によって引き起こされる任意の他の適切な個別の事象を識別してもよい。
【００５７】
典型的には、較正プロセスはインプラント２４の制御ユニット４０および外部ユニット３２のプロセッサ６０によって共同で実行される。ある例示的な実施形態では、較正電圧を適用するための基準とタイミングは、インプラント２４の内部で決定され実行される。そしてインプラント２４と外部ユニット３２との間の通信の方向は、（インプラントから外部ユニットに）一方向である。他の実施形態では、インプラントと外部ユニットとの間の通信は、双方向であってもよい。いくつかの実施形態では、制御ユニット４０とプロセッサ６０は、較正電圧が適用される時間に関して互いに同期している。上述のスキームは、純粋に事例として選択されている。あるいは、システム２０は、他の任意の適切な方法で、時間とともに変化する波形の振幅に対する較正電圧の寄与を分離してもよい。
【００５８】
（静電容量−周波数変換の間の較正電圧の間接的適用）
図４の方式では、制御ユニット４０は静電容量ベース圧力センサの一方の電極に直接較正電圧を適用する。代替の実施形態では、較正電圧は間接的に適用される：圧力センサが発振回路の一部であり、その動作点が較正電圧によって設定される。
【００５９】
例えば図４の静電容量−周波数変換器１０６を考えてみる。いくつかの実施形態では、制御ユニット４０は、較正電圧を直接圧力センサに適用する代わりに、較正電圧を使用して静電容量−周波数変換器１０６の動作点を変化させる。動作点の変化は圧力センサに印加される電圧を変化させ、そしてそれによりセンサの静電容量を変化させるという所望の目的を達成する。
【００６０】
図６は、本発明の実施形態にもとづく、静電容量−周波数変換器１７０の１事例としての回路図である。この回路は、図４の静電容量−周波数変換器１０６を実装するために使用することができる。静電容量−周波数変換器１７０内で、静電容量ベース圧力センサ１７４は発振器回路に接続され、それにより圧力センサ１７４の静電容量は発振周波数を設定する。
【００６１】
本実施例では、発振回路は、抵抗器１８０Ａを有するフィードバックループに接続されたシュミットトリガ１８４を備える。シュミットトリガ１８４の出力（図で示される「ＯＵＴ」）は、周波数が圧力センサ１７４の静電容量に依存する方形波からなる。
【００６２】
いくつかの実施形態では、制御ユニット４０は、較正電圧をシュミットトリガ１８４の電源電圧（「Ｖ」と表記）として適用する。電源電圧Ｖの変化は圧力センサ１７４に印加されるそれぞれの電圧（「Ｖｃ」と表記）を変化させ、そしてそれによりセンサ静電容量を変化させる。
【００６３】
本実施例では、静電容量−周波数変換器１７０は、基準として使用される固定コンデンサ１７８及び抵抗１８０Ｂを含む。圧力センサ１７４と固定コンデンサ１７８との間の選択はスイッチ１８２を使用して実行される。いくつかの実施形態では、システムは、圧力センサ１７４に接続されたときと、固定コンデンサ１７８に接続されたときの、静電容量−周波数変換器１７０のそれぞれの出力を比較することにより、圧力センサ１７４の静電容量−圧力依存性を較正する。
【００６４】
図７は、本発明の実施形態にもとづく、図６の静電容量−周波数変換器１７０の波形を示すグラフである。曲線１９０は、較正電圧（従って、シュミットトリガ１８４の電源電圧）がある値ＶＩに設定されている場合の圧力センサ１７４上の電圧Ｖｃを示している。曲線１９４は、較正電圧が別の値Ｖ２、Ｖ２＞Ｖ１に設定されている場合の圧力センサ１７４上の電圧Ｖｃを示している。曲線１９８は、較正電圧Ｖ２に対して生成された静電容量−周波数変換器１７０の方形波出力を示している。
【００６５】
図に見られるように、較正電圧の増加は発振周波数の減少を引き起こし、その逆も成り立つ。発振周波数は比較的高い（例えば、１０ＭＨｚのオーダー）ため、圧力センサ１７４の静電容量は、Ｖｃの平均値（破線で表示される）には応答するが、瞬間的な振動する値には応答しない。
【００６６】
このように、静電容量−周波数変換器１７０の出力の周波数は、２つの要因に依存する−圧力センサ１７４の静電容量と較正電圧。従って。較正電圧の等価な効果は、静電容量−周波数変換器１７０の静電容量−周波数依存性を変化させるために較正電圧を使用することによって達成される。
【００６７】
図６及び図７の方式では、較正電圧の活性化時間の選択および較正電圧の寄与の分離は、上記の「センサ静電容量に対する較正電圧の寄与の分離」の章で定義された基準に従って実行することができる。
【００６８】
（較正方法の記述）
図８は、本発明の実施形態にもとづく、静電容量−周波数変換器を較正する方法を概略示す流れ図である。この方法は、検出ステップ２００において、静電容量ベース圧力センサが患者の左心房（ＬＡ）における周囲圧力を検知するステップで始まる。期間特定ステップ２０４において、システム２０は較正電圧の適用に適した時間間隔を特定する。電圧適用ステップ２０８において、システム２０は特定された時間間隔の少なくとも幾つかの間に較正電圧を適用する。いくつかの実施形態では、複数の電圧レベルが適用される。１つの例示的な実施形態では、システムは、事前定義された時間に４つの異なる較正電圧を適用する。
【００６９】
分析ステップ２１２において、システム２０は結果として生じる時間と共に変化する波形を処理する。詳細には、システム２０は、波形に対する較正電圧の寄与を他の要因から分離する。較正ステップ２１６において、システム２０は分離された較正電圧の寄与を使用して、圧力センサの圧力−静電容量依存性を較正する。
【００７０】
（追加的静電容量−周波数変換器の構成）
図９および図１０は、本発明の実施形態に基づく、静電容量−周波数変換器の例示的シミュレーション回路図である。これらの回路は、前述図４の静電容量−周波数変換器１０６を実装するのに使用できる。両方の図において、静電容量ベース圧力センサは、Ｃ＝５．６ｐＦと表示される可変コンデンサによってモデル化される。両方の回路では、静電容量ベース圧力センサ上の静電圧は、圧力センサの一方の電極の「ＡＶＳＳ」電圧を変化させることによって変化する。
【００７１】
図９は、電流モード構成を示し、そこでは一定の電流が発振器の出力状態に応じてコンデンサを充電または放電する。５．６ｐＦコンデンサの両端をまたぐＡＣ電圧波形は鋸歯型である。図１０は電圧モードの構成を示す。この回路では、５．６ｐＦコンデンサは１０Ｋオームの抵抗を介して、指数関数的に充電／放電される。ヒステリシスはコンパレータのＶＲ入力の電圧を切り替えることによって得られる。
【００７２】
本明細書に記載の実施形態は、主として左心房（ＬＡ）の周囲血圧の測定について記載しているが、本明細書に記載される方法およびシステムはまた、他の心腔、または他の身体器官におけるような他の用途にも使用することができる。
【００７３】
例えば、開示された技術は、例えば高血圧症患者の管理を改善するために、大動脈、腎動脈、大腿動脈又は橈骨動脈の血圧を測定に対して使用することができる。別の例として、開示された技術は、心不全患者の管理を改善するために、肺動脈圧の測定に対し得て使用することができる。さらに別の１つの例として、開示された技術は、水頭症、頭部外傷、腫瘍、コロイド嚢胞および脳血腫などの神経障害の管理を補助する頭蓋内圧（ＩＣＰ）のモニタリングに使用することができる。
【００７４】
他１つの事例的な実施形態では、開示された技術は、例えば、泌尿器科用の診断ツールとして、膀胱圧のモニタリングに使用することができる。開示された技術はまた、緑内障のより良い治療のための眼圧（ＩＯＰ）のモニタリングに使用することができる。さらに、開示された技術を用いた心内圧モニタリングは、心室補助装置（ＶＡＤ）および心臓再同期療法（ＣＲＴ）の最適化に対する補完的技術として使用することもできる。
【００７５】
血圧の測定に代わるものとして、開示された技術は、他の液体、気体または固体内の圧力の測定に使用できる。本明細書に記載の実施形態は、外部ユニットと連携して動作する埋め込み装置について主に記載しているが、開示された技術は、カテーテルまたは他のプローブのような他の種類の医療機器に接続された圧力センサにおいても使用することができる。
【００７６】
上述した実施形態は例として引用され、そして本発明は具体的に示し、上述したものに限定されない。むしろ、本発明の範囲は、前述の記載を読んだ当業者が想起する、従来技術で開示されていない、上述の種々の特徴の組み合わせ及びサブ組み合わせの両方、ならびに変形および修正を含む。本特許出願に参照により組み込まれる文献は、本出願の統合された一部とみなされるべきであるが、これらの組み込まれた文書で定義されている任意の用語が本明細書に明示的または暗黙的に使用される定義と矛盾する場合は、本明細書において使用される定義が考慮されるべきである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【国際調査報告】
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2016502660.tif 000014
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2016502660.tif 000019
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