JP6285966B2 - ケーブル及び受信機を生理学的モニタに接続するインターフェースの作動方法 - Google Patents

Description

本発明は、全体として、センサ装置と管理システムとを接続するインターフェースに関する。

多くの医療処置においては、患者の様々な生理学的パラメータがモニタされる。これらの生理学的パラメータは、血圧、体温、血流量又はその他のバイタルサインといった、患者の病状の状態に関する重要な情報を医師又は医療技師に与えるものである。

生理学的パラメータを監視するために広く使用される装置の一つに、血圧センサがある。血圧センサは、多くの場合、血管内測定用センサ・ガイド・ワイヤに含まれている。血圧センサは患者の血圧を感知し、それを示す電気信号を生成して患者の体外へと送信する。ほとんどの用途において、センサに通電する必要がある。エネルギー伝達と患者の血圧を示す信号の送信のために、細い導線がガイド・ワイヤ内部に設けられることが多い。このガイド・ワイヤは通常管状（例えば、外径０．３５ｍｍ）であり、大抵はステンレス鋼でできている。

医療環境においては、監視システムは、患者の生理学的パラメータに関する情報を受信し、処理するために使用される。センサ（例えば、血圧センサ）は、センサ・ガイド・ワイヤを介して監視システムのモニタに直接接続することができる。また、センサを、受信機又はその他の中継装置を介してモニタに接続してもよい。受信機を利用する一実施形態では、センサ・ガイド・ワイヤは、モニタに直接接続された受信機に無線信号を送信する。通常、モニタは、センサ装置（例えば、センサ・ガイド・ワイヤや受信機）をモニタに接続するために使用される１本のチャネルを含んでいる。センサ機器は、このチャネルを介してモニタから電力供給を受けることができる。

ＢＰ２２規格（ＡＮＳＩ／ＡＡＭＩ ＢＰ２２：１９９４／（Ｒ）２００６）（以下「ＢＰ２２」と称する）は、血圧測定用に設計された、ケーブルを含むトランスデューサの性能及び安全要件を規定している。特に、センサ装置と生理学的モニタの間の接続は、ＢＰ２２規格により規定される。現在既存のモニタの多くは、ＢＰ２２規格に準拠するチャネルを含んでいる。かかるモニタは、８０ｍＷの以上の電力を提供することができる。しかし、モニタの中にはＢＰ２２規格に準拠するチャンネルを持たないものもあり、これらモニタは、モニタに接続されたセンサ機器に十分な電力を供給することができないこともある。また別の状況では、モニタが全体としてＢＰ２２規格に準拠していたとしても、モニタが供給できるよりも多くの電力をセンサ装置が必要とすることもある。

本発明の例示的な実施形態によれば、センサ装置とモニタとを接続するインターフェースは、モニタの第１のチャネルから電力を供給される第１のコネクタと、モニタの第２のチャネルから電力を供給される第２のコネクタと、を備える。モニタの第１及び第２のチャネルのそれぞれからの電力は、インターフェースの内部で合成される。インターフェースは、合成された電力をセンサ装置に供給する第３のコネクタと、センサ装置に供給される合成された電力の電圧を再スケーリングする電圧変換器と、測定した生理学的パラメータを表す信号の電圧を低減するスケーリング回路と、を更に備える。測定した生理学的パラメータを表す信号は、センサ装置からモニタに送信される。

別の例示的な実施形態によれば、センサ装置とモニタの接続方法は、モニタの第１のチャネルからの電力信号とモニタの第２のチャネルからの電力信号を合成して合成電力信号を形成する工程と、合成電力信号の電圧を再スケーリングする工程と、合成電力信号をセンサ装置に送信する工程と、センサ装置からモニタに送られる測定された生理学的パラメータを表す信号の電圧を調節する工程と、を含む。

代替的な例示的実施形態は、全体的に特許請求の範囲に記載される他の特徴及び特徴の組み合わせに関するものである。

本開示は、同様の符号が同様の構成要素を示す添付の図面と併せて以下の詳細な説明を読むことで、より完全に理解されるであろう。

図１は、例示的な実施形態に係る生理的パラメータ測定用医療システムの概略図である。 図２は、例示的な実施形態に係る、センサ装置をモニタに接続する回路を示す回路図である。 図３は、別の例示的な実施形態に係る、センサ装置をモニタに接続する回路を示す回路図である。 図４は、更に別の例示的な実施形態に係る、センサ装置をモニタに接続する回路を示す回路図である。 図５は、例示的な実施形態に係る、センサ装置をモニタに接続する回路を含むケーブルの配置図である。

例示的な実施形態を詳細に示す図面を参照する前に、本発明は詳細な説明における記載される又は図面に例示される詳細又は方法に限定されないことを理解されたい。

図１を参照すると、例示的な実施形態に係る生理的パラメータ測定用システムは、センサ・ワイヤ２と、受信機４と、モニタ６とを含む。「センサ装置」としては、センサ・ワイヤ２及び受信機４のいずれか一方又は両方、また、生理学的パラメータに関する情報を受信し処理するためのモニタに接続したいと利用者が希望する他の種類のセンサ装置を含んでもよい。例えば、センサ装置は、ＥＣＧ、ＳｐＯ_２、非侵襲的血圧、侵襲的血圧、体温、心拍出量などの様々な生理学的パラメータを測定するために使用される装置を含むことができる。センサ・ワイヤ２又は受信機４は、モニタ６に接続され、本明細書に記載される様々な回路を使ってモニタ６から電力供給を受けることができる。

モニタ６は、測定された患者の生理学的パラメータ関する情報を受信し、処理し、出力するための監視システムの一部である。モニタ６は、センサ装置（例えば、センサ・ワイヤ２又は受信機４）と直接接続するためのチャネルを有していれば、どのようなモニタであってもよい。図１において、モニタ６は、患者の大動脈血圧（Ｐ１）と遠位血圧（Ｐ２）を測定するために使用されるセンサ装置用の圧力チャネルを含む。一実施形態では、モニタ６は、ＧＥヘルスケア社製のＣＡＲＥＳＣＡＰＥ（商標）モニタＢ６５０である。ＣＡＲＥＳＣＡＰＥ（商標）モニタＢ６５０は、ＧＥヘルスケア社のウェブサイト上のマニュアル、例えば、
http://www.gehealthcare.com/siteplanning/docs/B650%20cut%20sheet.pdf.に記載されている。本特許明細書の提出日におけるＧＥヘルスケア社のウェブサイトを通じて入手できるＣＡＲＥＳＣＡＰＥ（商標）モニタＢ６５０の関連情報は、参照により全てが本明細書に組み込まれる。

一実施形態では、センサ・ワイヤ２は、患者の大動脈血圧を測定するために使用される圧力トランスデューサ８に接続される。センサ・ワイヤ２は、圧力トランスデューサ８で測定した患者の大動脈血圧に関する情報をモニタ６に伝える。患者の大動脈内に位置するガイド・カテーテル１０に圧力トランスデューサ８を接続するのが、大動脈圧を測定する際の一般的な手順である。センサ・ワイヤ２は、モニタ６に直接接続される。

受信機４は、患者の遠位血圧に関する情報をモニタ６に伝える。遠位血圧を測定するには、圧力トランスデューサ５２（図５に示す）を有するセンサ・ガイド・ワイヤの遠位端を、患者の体内、例えば、大腿動脈の開口部に挿入し、所望の位置に配置する。一実施形態では、圧力トランスデューサ５２は、患者の冠状動脈内の狭窄より遠位の血圧を測定する。大動脈血圧及び遠位血圧の測定（及び、それに続く血流予備量比の計算）は、例えば、狭窄症の重度を診断する一つの手法である。送信機４８はセンサ・ガイド・ワイヤ５０に電気的に接続され、送信機４８から無線で信号を受信するように構成された受信機４に血圧情報を無線で送信する（図５）。受信機４はモニタ６に接続され、モニタ６に血圧情報を送信する。一実施形態では、受信機４は、セント・ジュード・メディカル社（ＳＴ．ＪＵＤＥ ＭＥＤＩＣＡＬ）開発のプレッシャワイヤ・アエリス・レシーバー（ＰＲＥＳＳＵＲＥＷＩＲＥ ＡＥＲＩＳ ＲＥＣＥＩＶＥＲ）である。適切なセンサ・ガイド・ワイヤの１つが米国特許第８１８７１９５号に記載されており、これに記載される生理学的モニタリングに関連する構成要素、システム及び方法が参照により全てが本明細書に組み込まれる。

一部の種類のセンサ装置は、それらに接続されたモニタから電力供給を受ける。例えば、図１では、受信機４は、モニタ６から電力供給を受けることができる。しかし、ある種のモニタのチャネルは、受信機４などのセンサ装置に十分な電力を供給するように構成されておらず、センサ装置を意図通りに作動させることができない。これらのモニタは、ＢＰ２２規格に準拠していないため、あるいは、センサ装置が必要とする電力がモニタの供給能力を超えるため、十分な電力を供給することができない。そこで、図２〜４に関連して説明する回路１４の様々な実施形態では、モニタ６からセンサ装置への十分な電力供給を可能とする、センサ装置１２とモニタ６間の接続を提供する。回路１４は、センサ装置とモニタとを接続するケーブル内などにおいて、適切な形態のハードウェアで実施することができる。すなわち、本明細書に記載される回路１４を含むケーブルは、センサ装置１２とモニタ６間のインターフェースとして機能しており、センサ装置１２は、モニタ６から十分な電力供給を受けることができる。

図２を参照すると、例示的な実施形態に係る回路図に、センサ装置１２とモニタ６との間の電気的接続が示されている。センサ装置１２は、ホイートストンブリッジ１３を含んでもよい。従来、血圧トランスデューサは、ホイートストンブリッジ型回路構成に接続されたピエゾ抵抗素子に機械的に結合した感圧ダイヤフラムにより構成されている。ダイヤフラムが体腔（動脈や静脈系内など）と流体連通して配置されると、ダイヤフラムが圧力誘起によって歪み、抵抗素子が引き伸ばされる（又は、その方向によっては圧縮される）。周知の原理によれば、これは、印加された圧力に関連する形で素子の抵抗を変化させる。印加された圧力の大きさは、励起電力信号（通常、電圧の形態）をホイートストンブリッジ回路の入力に印加し、同時にブリッジ出力信号を監視することにより検知することができる。この信号の大きさは、オームの法則によれば、ブリッジ抵抗の変化量を反映している。

通常、電気ケーブルは、図１に示すように、トランスデューサセンサのホイートストンブリッジ部分と、モニタ６などの生体情報モニタ内のトランスデューサ増幅回路とを接続する。図２には、モニタ６のチャネル（例えば、ケーブルを介したセンサ装置への接続用）が、第１のチャネル１６及び第２のチャネル１８として示されている。モニタ６内の増幅回路は、励起出力信号をホイートストンブリッジに送信し、同時にブリッジ出力信号を監視する。励起電力信号は、通常は電圧の形態をしており、モニタの種類やメーカーによって、様々なレベルと形にすることができ、時間変化しても（正弦波、矩形波、パルス状）、時間非依存性（ＤＣ）でもよい。従来のホイートストンブリッジ・トランスデューサが動作する原理によれば、大部分の患者監視装置のトランスデューサ増幅回路は、励起電力信号の大きさに比例すると共に検知した圧力の大きさに比例する大きさのセンサ出力信号を想定して設計されている。

図２を再び参照すると、回路１４は、センサ装置１２をモニタ（図１に示すモニタ６など）に接続している。回路１４は、モニタ６の複数のポートに接続可能なケーブル内に設けることができる。センサ装置とモニタ間の従来の接続では、ケーブルは、センサ装置をモニタのたった１本のチャネルに接続している。一方、回路１４を含むケーブル４４又は他の物理インターフェースは、モニタ６の２本のチャンネルに接続している（図５参照）。このため、ケーブル４４又は他の物理インターフェースは、図５に概略的に示す第１のコネクタ４０と第２のコネクタ４２を有している。第１のコネクタ４０と第２のコネクタ４２は、別々のハウジング内にあるものとして図示されているが、モニタ６への接続点を２箇所有する単一のハウジング内に収容することもできる。第１のコネクタ４０は、モニタ６の第１のチャネル１６に作動可能に結合することができ、モニタ６から励起電力信号を受信する。同様に、第２のコネクタ４２は、第２のチャネル１８に作動可能に結合することができ、モニタ６から別の励起電力信号を受信する。これらチャネルの少なくとも一方（例えば、第１のチャネル１６）は、コネクタのうちの一方（例えば、第１のコネクタ４０）を介してセンサ装置から測定された生理学的パラメータを表す信号を受信する。例えば、図２では、コネクタが第１のチャネル１６に作動可能に結合され、（１）励起信号をモニタ６からセンサ装置１２へ、及び（２）測定された生理学的パラメータを表す信号をセンサ装置１２からモニタ６へ、送信可能としている。よって、回路１４を含むケーブル４４（図５）は、センサ装置１２がモニタ６の、１本ではなく２本のチャネルから電力を得ることができるインターフェースとなっている。この機能により、１本のチャネルではセンサ装置１２を十分に作動させる電力を供給できないモニタ６とセンサ装置１２の併用（例えば、ＢＰ２２規格に準拠していないモニタの使用又はモニタが供給できるよりも多くの電力を必要とするセンサ装置の使用）が可能となる。

上述したように、モニタ６は、第１のチャネル１６と第２のチャネル１８を含んでいる。図２の実施形態では、第１のチャネル１６は、センサ装置１２からの信号受信と、電圧形態の励起電力信号の送信の両方を行う。チャネル１６、１８により供給される電圧を、図２〜４では「Ｖ_ｅｘ」と表している。圧力又は他の生理学的パラメータを表す信号をモニタ６に伝送する信号線を、図２〜４では「Ｓ」と表している。モニタ６の第２のチャネル１８は、センサ装置１２に追加の励起電力信号を送信する。モニタ６の第１のチャネル１６と第２のチャネル１８からの励起電力信号は、センサ装置１２に供給される前に回路１４内で合成される。モニタ６の２本のチャネルからの電力を合成することにより、回路１４を含むケーブルは、１本のチャネルでは十分な電力を供給しえないモニタとセンサ装置１２の併用を可能としている。一実施形態では、各チャネル１６、１８により供給される電力は、５０ｍＷである。センサ装置１２が８０ｍＷ必要とする場合、両チャネル１６、１８を使用することにより（合計１００ｍＷを供給）、十分な電力を得ることができる。

回路１４は、ノイズを抑えるために、１つ以上のフィルタ２０ａ、２０ｂを更に含む。フィルタは、受動フィルタでも、能動フィルタでも、他のタイプの適切なフィルタであってもよい。ＤＣ‐ＤＣコンバータ２２は、モニタ６からセンサ装置１２に供給される電圧を再スケーリングする。一実施形態では、センサ装置１２が作動するには、モニタ６からの供給より高電圧が必要となるため、電圧を再スケーリングする。一実施例において、各チャネル１６、１８が供給するのは２．５Ｖであり、センサ装置１２が作動に必要とするのは４〜８Ｖで２０ｍＡである。よって、ＤＣ‐ＤＣコンバータ２２は、電圧を２．５Ｖから４〜８Ｖの間の電圧に上昇させる。一実施形態では、コンバータ２２は、電圧を入力側の２．５Ｖから出力側の５．００Ｖに上昇させる電圧ダブラである。

センサ装置１２が血圧などの１つ以上の生理学的パラメータを測定するために使用されると、測定された生理学的パラメータを表す信号がスケーリング回路２４を介して伝達される。スケーリング回路２４は、電圧を調節する。一実施形態では、スケーリング回路２４は電圧を低減し、更に別の実施形態では、スケーリング回路２４は分圧器である。スケーリング回路２４は、抵抗器、又は、信号線Ｓ＋及びＳ‐の間の電圧差を調整するその他の構成部品の組み合わせを含むことができる。モニタ６が、特定の電圧（例えば、２．５Ｖ）をセンサ装置１２から受信するように構成されているため、スケーリング回路２４により電圧が調節される。例えば、モニタ６を、１水銀柱ミリメートルごとに１２．５ｍＶ受信するように構成してもよい。各チャネルからの供給が２．５Ｖであり、センサ装置の作動に４〜８Ｖを必要とする上述の例では、コンバータ２２により、センサ装置１２に供給される電圧が倍にされる。したがって、スケーリング回路２４は、モニタ６が受信信号を生理的パラメータ測定値（例えば、血圧測定値）に正確に変換するように、電圧を半減させる。一実施形態では、モニタ６は、センサ装置１２のインピーダンスが励起電圧（例えば、２．５Ｖ）を増加させないほどに十分高いことを前提としている。このように、モニタ６は、励起電圧（例えば、２．５Ｖ）に直接関連付けられた電圧の信号をセンサ装置１２から受信することを想定している。センサ装置１２が血圧を表す信号を返してくるように構成されている場合、モニタ６は、信号線Ｓ＋及びＳ‐の間の電圧差を監視し、その差を対応する血圧値に変換する。センサ装置１２に供給される電圧を再スケーリングし、その後帰還信号を調節することにより、回路１４は、モニタ６が帰還信号を生理的パラメータ測定値（例えば、血圧測定値）に正確に変換できることを確実にしながら、センサ装置１２（例えば、受信機４）に十分な電圧を供給することができるインターフェースとなっている。

図３を参照すると、回路図に、センサ装置１２とモニタ６との間の電気的接続の追加の例示的実施形態が示される。図２の実施形態と同様に、回路１４はセンサ装置１２（ホイートストンブリッジ１３を含む）とモニタ６との間のインターフェースとして機能する。回路１４は、第１のチャネル１６及び第２のチャネル１８からの励起電力信号を合成してセンサ装置１２に十分な電力を供給し、これにより、１本のチャネルでは十分な電力を提供しえないモニタとセンサ装置１２の併用を可能としている。

図３の回路１４は、センサ装置１２からモニタ６への信号を修正するスケーリング回路２６を含む。スケーリング回路２６は、センサ装置１２からの信号を一定の感度にスケーリングする。一実施形態では、スケーリング回路２６は、電圧制御増幅器２８及びコンデンサ３０を含むが、スケーリングに基準電圧を用いるＡＤコンバータ−マイクロコントローラ−ＤＡコンバータ構成などの他の回路が用いられてもよい。また、スケーリング回路２６は、図２に関連して説明したスケーリング回路２４と同じ機能を果たす構成要素も含む。つまり、スケーリング回路２６は、信号を、特定のモニタ６に判断可能な電圧にスケーリングする。モニタ６に送られる信号をスケーリングする機能は、様々な構成要素を含む１つ以上のスケーリング回路を用いることにより達成することができる。

図３のスケーリング回路２６が含まれていることにより、図２の実施形態にとはＤＣ‐ＤＣコンバータ２２に関連する要件が変わる。図２の実施形態では、コンバータ２２は、センサ装置１２での使用に十分安定し、且つ、スケーリング回路２４によりスケーリングされてモニタが正確な血圧値（又は別の生理的パラメータ値）となるように判断できるような電圧を供給しなければならない。つまり、図２の設計では（正確を期すため）、電圧ダブラが正確に（例えば、０．５％以内で）電圧を倍増させる必要がある。しかし、図３では、スケーリング回路２６が存在するため、ホイートストンブリッジ１３に印加される実際の電圧に応じてスケーリング回路２６がセンサ装置１２からの信号を調節することから、正確度の低い（又は安定度の低い）コンバータ２２を用いることができる。信号は、モニタ６に送られる信号が、特定のモニタ６により正確に判断されるように、スケーリング回路２６によってスケーリングされる。したがって、ホイートストンブリッジ１３に印加される実際の電圧に基づいてスケーリングを行うスケーリング回路２６が含まれていることにより、精度の低い（安価な）コンバータ２２を用いることができる。

図４は、センサ装置１２とモニタ６との間の電気的接続の更に別の例示的実施形態を示す。本実施形態では、回路１４により、利用者が（例えば、スイッチ３２を介して）、モニタ６により受信される信号のスケーリングを一定の基準レベルに基づいて行うのか、第１及び第２のチャネル１６、１８からの励起電圧に基づいて行うのかを選択することができる。前述の実施形態と同様に、第１のチャネル１６及び第２のチャネル１８によって供給される励起出力信号は、図４の実施形態でも合成される。フィルタ２０ａ、２０ｂがノイズを除去する。図４では特定のフィルタの実施形態が示されているが、フィルタ２０ａ、２０ｂは、受動フィルタでも、能動フィルタでも、他のタイプの適切なフィルタであってもよい。一実施形態では、フィルタ２０ａ、２０ｂのうちの一方又は両方が、ローパスフィルタである。図４の実施形態では、ＤＣ‐ＤＣコンバータ２２を含み、入力電圧を再スケーリングする。一実施形態では、コンバータ２２は電圧を上昇させ、更に別の実施形態では、コンバータ２２は電圧を倍にする。目的の生理的パラメータ（例えば、血圧）を測定した後、センサ装置１２は、測定されたパラメータを表す信号を第３のフィルタ２０ｃへと送信する。フィルタ２０ｃは、受動でも、能動でも、他のタイプの適切なフィルタであってもよい。一実施形態では、第３のフィルタ２０ｃは、信号ノイズを低減する差動ローパスフィルタである。

図４のスケーリング回路２４は、緩衝増幅器３４を含む。緩衝増幅器３４は、基準入力３６を含む。スイッチ３２により、利用者（又は製造業者）は、基準電圧源３８により供給される一定の基準電圧とモニタ６により供給される励起電圧（例えば、交点１９における）とで、基準入力３６を切り替えることができる。スイッチ３２が第１の位置（図４に示す位置）にあるとき、基準入力３６は、基準電圧源３８により一定の電圧を有する。しかし、スイッチ３２が第２の位置に切り換えられると、基準入力３６は、モニタ６により供給される励起電圧と等しい電圧を有することになる。ある種のモニタでは、センサ装置１２から受信した信号の判断に、一定の基準を用いるように構成されている。これらモニタとセンサ装置１２をインターフェース接続するために図４の回路１４が使用される場合、スイッチは、モニタ６により受信される信号が一定の基準電圧に基づいてスケーリングされるように図４に示す位置でなければならない。一方、別のモニタでは、モニタにより供給される励起電圧を基準として用い、センサ装置１２から受信した信号を判断するように構成されている。こういったシステムで図４の回路１４を使用するためには、スイッチ３２は、モニタから供給される励起信号を基準電圧として使ってセンサ装置１２からの受信信号をスケーリングできる第２の位置になければならない。

図５は、本明細書に記載の実施形態のいずれかに係る回路１４を含むケーブル４４の概略図を示す。上述したように、ケーブル４４は、モニタ６の第１のチャネル１６及び第２のチャネル１８にそれぞれ作動可能に結合することができる第１のコネクタ４０と第２のコネクタ４２を含む。コネクタ４０、４２により、励起電力信号をケーブル４４内に含まれる回路１４を介してモニタ６からケーブル４４に、そしてセンサ装置（受信機４など）へと送信することができる。更に、コネクタ４０、４２により、測定された生理学的変数を表す信号をセンサ機器から回路１４を介してモニタ６に送信することができる。一実施形態では、測定された生理学的変数を表す信号は、コネクタ４０を介してモニタ６に送信される。図５に示すように、ケーブル４４は、第３のコネクタ４６を更に含む。第３のコネクタ４６は、受信機４などのセンサ装置に作動可能に結合することができ、モニタ６からセンサ装置に電力が伝送される。受信機４は、圧力トランスデューサ５２を有するセンサ・ワイヤ５０に接続された送信機４８から、測定された血圧を表す情報を受信してもよい。一実施形態では、センサ・ワイヤ５０は、セント・ジュード・メディカル社開発のプレッシャワイヤ・アエリス（商標）である。

本明細書に記載の回路１４を使用することによる利点がいくつかある。実際、回路１４は、モニタからセンサ装置への十分な電力供給を可能とするインターフェースとなっている。この機能は、モニタがＢＰ２２規格に準拠していない場合、又は、モニタが供給できるよりも多くの電力をセンサ装置が必要とする場合に望ましい。回路１４は、それぞれが励起電力信号を供給する利用可能なモニタのチャンネルを組み合わせ、接続されたセンサ装置が必要とする総電力と電圧を得ている。回路１４は（例えば、図４に示す実施形態では）、スケーリング回路が柔軟に基準電圧を調節することにより、生理学的変数の正確な測定を可能にしている。また、回路１４は、接続されたセンサ装置への電力供給を安定化させ、インターフェースに対するセンサ感度を標準化させることにより、センサ測定の精度を高めることができる。

様々な例示的な実施形態に示されるシステム及び方法の構成及び配置は、例示に過ぎない。本開示においては、ほんの一部の実施形態のみを詳細に説明してきたが、多くの変形例が可能である（例えば、様々な構成要素の構造、パラメータ値、装着配置、使用材料などの変更）。例えば、構成要素の位置を逆にする又は変更してもよく、また、個々の要素の性質や個数、又は位置を改める又は変更してもよい。従って、このような変更は全て本開示の範囲内に含まれることが意図される。全てのプロセス又は方法のステップは、代替の実施形態に従い、順序又は順番を変化させる、又は、順序を並べ直すことができる。その他の置き換え、修正、変更及び省略が、本開示の要旨を逸脱しない範囲で、例示的な実施形態の設計、動作条件及び配置で行うことができる。

Claims (21)

1. ケーブルであって、
   生理学的モニタの第１のチャネルから第１の励起電力信号を供給されるように構成された第１のコネクタと、前記モニタの第２のチャネルから第２の励起電力信号を供給されるように構成された第２のコネクタとを備え、前記モニタの前記第１のチャネルからの前記第１の励起電力信号と前記第２のチャネルからの前記第２の励起電力信号は、前記ケーブルの内部で合成され合成電力信号を生成し、
   前記合成電力信号を、測定した生理学的パラメータを表す情報を無線で受信し、前記測定した生理学的パラメータを表す信号を生成するように構成された受信機に供給するように構成された第３のコネクタと、
   前記受信機に供給される前記合成電力信号の電圧を再スケーリングするように構成された電圧変換器と、を備え、
   前記ケーブルは、前記受信機で生成した前記測定した生理学的パラメータを表す信号を受信するように構成され、前記測定した生理学的パラメータを表す信号の電圧を調節するように構成されたスケーリング回路をさらに備え、
   前記ケーブルは、前記調節された信号を前記第１のコネクタ及び／又は前記第２のコネクタを介して前記モニタに送信するように構成されることを特徴とするケーブル。
2. 前記モニタの前記第１及び第２のチャネルは、励起電力信号を規定するＢＰ２２規格に準拠していない請求項１に記載のケーブル。
3. 前記ケーブルは、前記モニタの前記第１のチャネルが供給する電力よりも多くの電力を必要とする受信機にインターフェース接続するように構成された請求項１に記載のケーブル。
4. 前記測定された生理学的パラメータは血圧である請求項１に記載のケーブル。
5. 前記スケーリング回路は、前記受信機に供給された電圧に基づいて、前記測定された生理学的パラメータを表す信号の電圧を可変的に低減するように構成された請求項１に記載のケーブル。
6. 前記スケーリング回路は、前記測定された生理学的パラメータを表す信号を一定の感度にスケーリングするように構成された請求項１に記載のケーブル。
7. 前記スケーリング回路は、電圧制御増幅器を含む請求項６に記載のケーブル。
8. 前記電圧変換器は、前記合成電力信号の電圧を２倍にするように構成された請求項１に記載のケーブル。
9. ノイズを低減するように構成された複数のフィルタを更に備える請求項１に記載のケーブル。
10. 前記スケーリング回路は、バッファ増幅回路を含む請求項１に記載のケーブル。
11. 第１の位置と第２の位置との間で移動可能なスイッチを更に備え、
    前記スイッチが前記第１の位置にあるとき、一定の基準電圧に基づいて、前記測定された生理学的パラメータを表す信号が前記スケーリング回路によりスケーリングされ、
    前記スイッチが前記第２の位置にあるとき、前記モニタから供給される励起電圧に基づいて、前記測定された生理学的パラメータを表す信号が前記スケーリング回路によりスケーリングされる請求項１０に記載のケーブル。
12. 受信機を生理学的モニタに接続するインターフェースの作動方法であって、
    ケーブルを用いて、前記ケーブルの第１のコネクタを介してモニタの第１のチャネルから受信した第１の励起電力信号と前記ケーブルの第２のコネクタを介して前記モニタの第２のチャネルから受信した第２の励起電力信号を合成して合成電力信号を生成することと、
    前記ケーブルを用いて、前記合成電力信号の電圧を再スケーリングすることと、
    前記ケーブルを用いて、前記再スケーリングした合成電力信号を前記ケーブルの第３のコネクタを介して前記受信機に送信することと、
    前記受信機を用いて、測定した生理学的パラメータを表す情報を無線で受信し、前記測定した生理学的パラメータを表す信号を生成することと、
    前記ケーブルを用いて、前記受信機で生成された前記測定した生理学的パラメータを表す情報を受信し、前記測定された生理学的パラメータを表す信号の電圧を調節することと、
    前記ケーブルを用いて、前記ケーブルの前記第１のコネクタ及び／又は前記第２のコネクタを介して、前記測定された生理学的パラメータを表す信号を前記モニタに送信することを特徴とする、受信機を生理学的モニタに接続するインターフェースの作動方法。
13. 前記モニタの前記第１及び第２のチャネルは、励起電力信号を規定するＢＰ２２規格に準拠していない請求項１２に記載の方法。
14. 前記測定された生理学的パラメータは血圧である請求項１２に記載の方法。
15. 前記測定された生理学的パラメータを表す信号の電圧を調節する工程は、電圧制御増幅器を用いて前記測定された生理学的パラメータを表す信号を一定の感度にスケーリングすることを含む請求項１２に記載の方法。
16. 前記合成電力信号の電圧を再スケーリングする工程は、前記合成電力信号の電圧を２倍にすることを含む請求項１２に記載の方法。
17. 信号ノイズを低減するために前記合成電力信号をフィルタリングすることを更に含む請求項１２に記載の方法。
18. 前記測定された生理学的パラメータを表す信号の電圧を調節する工程の際に、バッファ増幅回路が使用される請求項１２に記載の方法。
19. 前記ケーブルが第１の位置と第２の位置に切り替え可能なスイッチを備え、
    前記スイッチが前記第１の位置にあるとき、一定の基準電圧に基づいて、前記測定された生理学的パラメータを表す信号の電圧が調節され、
    前記スイッチが前記第２の位置にあるとき、前記モニタから供給される励起電圧に基づいて、前記測定された生理学的パラメータを表す信号の電圧が調節される請求項１８に記載の方法。
20. 前記測定された生理学的パラメータを表す信号の電圧を調節する工程は、前記受信機に供給された電圧に基づいて、前記信号の電圧を可変的に低減することを含む請求項１２に記載の方法。
21. 前記第１のコネクタと前記第２のコネクタは、前記モニタへの２つの接続点を有するように構成された単一のハウジング内に収容される請求項１に記載のケーブル。

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