(57)【要約】【課題】正確に弾性管内の流体の即時性連続圧力および弾性管のコンプライアンスを測定する方法ならびに当該方法に用いられる測定装置を提供する。【解決手段】検知ユニット１は、直流作動装置１０、交流作動装置１１、直流シフト感知装置１２、交流シフト感知装置１３、及び、圧力感知装置１４を備える。弾性管の臨界深度を検出した後、必要な直流と交流の両部分圧力を分離制御により分離し、直流作動装置と交流作動装置のシフトにより、弾性管と周囲組織の特性を分離し、弾性管の流体の交流圧力における実際のシフト変化量及びその動的インピーダンスによって、いわゆる即時連続圧力及び動的コンプライアンスが算出する。【選択図】図１
2014100389.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
2014100389.tif 000057
【請求項２】
2014100389.tif 000058
【請求項３】
2014100389.tif 000059
【請求項４】
2014100389.tif 000060
【請求項５】
2014100389.tif 000061
【請求項６】
2014100389.tif 000062
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、弾性管内の流体の即時性連続圧力および弾性管のコンプライアンスを測定する方法ならびに当該方法に用いられる測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
現在、心血管疾患（ＣＶＤ，Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ  ｄｉｓｅａｓｅ）は主要な死亡要因の１つとなり、心血管疾患を予防することが注目されている。心血管疾患の主要な病因は動脈硬化である。現在の非侵襲的（Ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ）動脈パラメーター検査技術では、主に「動脈圧（Ａｒｔｅｒｉａｌ  Ｂｌｏｏｄ  Ｐｒｅｓｓｕｒｅ）」、「足関節上腕血圧比（ＡＢＩ，Ａｎｋｌｅ  Ｂｒａｎｃｈ  Ｉｎｄｅｘ）」、「脈波伝播速度（ＰＷＶ，Ｐｕｌｓｅ  Ｗａｖｅ  Ｖｅｌｏｃｉｔｙ）」と「動脈コンプライアンス（Ａｒｔｅｒｉａｌ  Ｃｏｍｌｉａｎｃｅ）」を測定する。
【０００３】
動脈圧は、血管壁内の血液の圧力である。現行の測定技術は「暫定血圧測定」技術と「連続血圧測定」技術に分けられる。暫定血圧測定技術は最も広く使用されている心血管パラメーター測定技術である。例えば、コロトコフ（Ｋｏｒｏｔｋｏｆｆ）が１９０５年に提示したコロトコフ音（Ｋｏｒｏｔｋｏｆｆ  ｓｏｕｎｄｓ）及びその派生であるオシロメトリック法（Ｏｓｃｉｌｌｏｍｅｔｒｉｃ  Ｍｅｔｈｏｄ）に基づき、動脈血管の収縮期血圧（ＳＢＰ）、拡張期血圧（ＤＢＰ）及び平均血圧（ＭＢＰ）を測定することができ、これにより血圧の高低を測定することができる。
【０００４】
2014100389.tif 000003
【０００５】
「トノメトリック法（Ｔｏｎｏｍｅｔｒｉｃ  Ｍｅｔｈｏｄ）は、トノメトリック測定器（Ｔｏｎｏｍｅｔｅｒ）を血管上方の皮膚に直接押し当てることにより、血管の連続血圧を測定する方法である。この方法を使用する場合、下に押す深度が不明確であるため、実際の脈圧（Ｐｕｌｓｅ  Ｐｒｅｓｓｕｒｅ）の大きさを測定することができない。よって、別の上腕に対して従来の巻き付け型血圧計を利用して、動脈の収縮期血圧、拡張期血圧、平均血圧を測定し、トノメトリック測定器による脈波信号の正確な位置及び振幅を調整する必要がある。
【０００６】
「血圧バンド連続血圧測定法」は、ペナスが１９７３年に提示した血管無負荷（Ｖａｓｃｕｌａｒ  Ｕｎｌｏａｄｉｎｇ）という概念に基づいた方法である。血圧計のバンド内の圧力が血管内の血圧と等しい時、血管は無負荷の状態となり、血管壁圧はゼロとなる。この時、作用力は反作用力と等しくなるという原理に基づけば、制御圧力袋内の圧力は脈拍によって形成される体積の変化によってゼロに補正され、血管内体積を変えないように維持する。よって、血圧計のバンド内の圧力変化によって血管の連続血圧が測定される。Ｋ．Ｈ．Ｗｅｓｓｅｌｉｎｇはペナス法に基づき、Ｆｉｎａｐｒｅｓ指脈圧器を研究開発した。この指脈圧器は、指血圧計のバンド（Ｆｉｎｇｅｒ  Ｃｕｆｆ）を利用して指脈圧を測定する。平均血圧は、生理的影響を受けて変化するため、Ｋ．Ｈ．Ｗｅｓｓｅｌｉｎｇは血圧計のバンドの圧力の補正方法を発現した。この補正方法は、生理検定（Ｐｈｙｓｉｃｏｃａｌ；Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃ  Ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）と呼ばれ、１０個の脈波を記録した後、血圧計のバンド内の平均圧力を調整し、血管体積が無荷重の状態になるよう維持する方法である。さらに、血圧の変化を長時間監視するために、Ｆｉｎａｐｒｅｓは３０分ごとに異なる指に変えて測定を行い、圧力を長期間加えることにより、血液循環不良が引き起こされることを防ぐ。
【０００７】
１９８０年に日本のＫ．ＹＡＭＡＫＯＳＨＩ教授は、Ｋ．Ｈ．Ｗｅｓｓｅｌｉｎｇ方法における、血圧計のバンドの平均圧力を調整することができないという欠点に対して改良を行い、体積補正法（Ｖｏｌｕｍｅ  Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ  Ｍｅｔｈｏｄ）を提示した。体積補正法は、毎回の心拍後（Ｂｅａｔ  ｔｏ  Ｂｅａｔ補正方式）、脈波振幅とバンドの平均圧力との関係に基づき、サーボシステムを制御し、バンド内の平均圧力を調整することで、血管体積が変わらないよう維持可能である。また、Ｋ．ＹＡＭＡＫＯＳＨＩは、血圧計のバンドのガス嚢を縮小させ、局部に圧力を加える方式により、Ｆｉｎａｐｒｅｓ血圧計のバンドが環状に圧力を加えることにより指の血液循環不良という問題を改善した。しかし、その後の研究によって、指によって測定される血圧は５〜１０ｍｍＨｇより小さくなることがわかり、同様な技術によって手首の橈骨動脈の血圧を測定することにした。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】日本特開２００９―６６３８４号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
しかしながら、前述した従来の技術では、たとえ血圧計測定法かペナス法のどちらであったとしても、血液の流れ方向と直交する方向の圧力である交流血圧の下では、血管の無荷重状態を維持することができず、血管内の実際の血圧を測定することができなかった。特許文献１には組織制御法（Ｔｉｓｓｕｅ  Ｃｏｎｔｒｏｌ  Ｍｅｔｈｏｄ，ＴＣＭ）が開示している。組織制御法により、臨界位置を維持し、血管の血液の流れ方向と直交する方向の圧力である交流脈圧を追跡し、血管の負荷が分離する状態となり、血管が無負荷である状態を維持し、血管の管径変化が得られるが、同時に測定点の交流圧力信号を失う（制御装置の参考圧力を失う）。血管のインピーダンスを推測するため、自動調整制御方法により、１つ前の脈波のピーク脈圧に対するピークを参考圧力とし、これによりＢｅａｔ−ｂａｓｅｄの血管内連続血圧が得られるが、明らかに不精確である（図１１参照）。また、得られる血管動脈インピーダンスも脈圧周期の平均値に近い値である（図１２参照）。言い換えると、組織制御法（ＴＣＭ）は、血管の負荷を無くすが、参考圧力が失われるため、即時性の血管の連続血圧及び動的コンプライアンスを測定することができない。
【００１０】
本発明は、上述の問題に鑑みてなされたものであり、その目的は、弾性管及びその他周囲組織の特性を分離させ、正確に弾性管内の流体の即時性連続圧力および弾性管のコンプライアンスを測定する方法ならびに当該方法に用いられる測定装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
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【００１２】
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【００１３】
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【００１４】
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【００１５】
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【００１６】
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【００１７】
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【００１８】
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【００１９】
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【００２０】
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【００２１】
2014100389.tif 000014
【００２２】
2014100389.tif 000015
【００２３】
測定過程で、弾性管と周囲組織の特性を分離（Ｄｅｃｏｕｐｌｅｄ）する技術によって、周囲組織と弾性管の特性を分離させ、弾性管内の流体の即時圧力および連続圧力の変化ならびに弾性管の動的インピーダンスが得られる。また、一部の弾性管と周囲組織は結合され、一部の弾性管は周囲組織の一部として見られ、再度分離（Ｄｅｃｏｕｐｌｅｄ）する技術によってこの結合された周囲組織と別の一部の弾性管の特性が分離され、弾性管内の流体の即時圧力および連続圧力の変化ならびに一部弾性管の動的インピーダンスが得られる。
【００２４】
また、弾性管の動的インピーダンスによって、弾性管の動的等価質量、減衰特性、剛性などの力学特性を識別することができる。ここでは、剛性の逆数を弾性管の動的コンプライアンスとする。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】本発明の一実施形態による弾性管内の流体の即時性連続圧力を測定する測定装置を示す模式図である。
【図２ａ】従来の測定方法中の上下筋肉組織、皮膚、血管及び橈骨動脈などを示す模式図である。
【図２ｂ】図２ａのインピーダンスを示す特性図である。
【図２ｃ】図２ｂの力学回路を示す特性図である。
【図２ｄ】図２ｃを簡素化した力学回路を示す特性図である。
【図３ａ】本発明の一実施形態による測定方法中の上下筋肉組織、皮膚、血管及び橈骨動脈などを示す模式である。
【図３ｂ】図３ａのインピーダンスを示す特性図である。
【図３ｃ】図３ｂの力学回路を示す特性図である。
【図３ｄ】図３ｃを簡素化した力学回路を示す特性図である。
【図３ｅ】血管の負荷を分離する制御の中の力学回路を示す特性図である。
【図４】本発明の血管負荷を分離する技術を示す模式図である。
【図５】本発明の一実施形態による第１実施例の弾性管内の流体の即時性連続圧力を測定する方法を示す模式図である。
【図６】本発明の一実施形態による第２実施例の弾性管内の流体の即時性連続圧力を測定する方法を示す図である。
【図７】本発明の一実施形態による第１実施例の弾性管内の流体の即時性連続圧力を測定する方法を示すフローチャートである。
【図８】本発明の一実施形態による第２実施例の弾性管内の流体の即時性連続圧力を測定する方法を示すフローチャートである。
【図９】本発明の一実施形態による特性図である。
【図１０】本発明の一実施形態による特性図である。
【図１１】本発明の一実施形態による特性図である。
【図１２】本発明の一実施形態による特性図である。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
（一実施形態）
以下、図面を参照して、本発明の一実施形態について、詳細に説明する。なお、本発明は、以下の一実施形態に限定されるものではない。
【００２７】
2014100389.tif 000016
【００２８】
弾性管は、弾性を有する管体であり、内部に流体が流動することができればよい。本実施形態では、動脈の即時性連続圧力の測定に適用下ものであり、動脈血管の回路は密閉システムに相当し、橈骨動脈は弾性管に相当する。また、血液は弾性管の中で流動する流体に騒動する。橈骨動脈血管周囲の筋肉組織は、周囲組織に相当する。
【００２９】
まず、本発明の主な技術特徴について説明する。
１、本発明の主な技術特徴は、直流作動装置と交流作動装置を含む２セットの作動装置を利用することである。２つの作動装置の検知ヘッドは、臨界深度（或いは、仮想臨界深度）を維持し、この時、弾性管を除いた周囲組織のインピーダンスが得られる。また、交流制御装置が交流圧力を追跡する方法により、弾性管が交流圧力に伴い単独で脈動するようにし、弾性管を除いた周囲組織が変わらないようにし、剛体運動のように、臨界深度（或いは、仮想臨界深度）を境界として両者が分離（Ｄｅｃｏｕｐｌｅｄ）して運動する状態となる。これにより測定弾性管の実際の圧力、管の管径シフト量及びそのインピーダンスを検討することが可能となる。
２、しかしながら、制御の観点から、交流圧力を追跡する時、弾性管の交流圧力も失ってしまう。このため、自動適応方法、追跡−停止（Ｓｔｅｐ−Ｈｏｌｄ）制御によって測定される弾性管の参考圧力の推測、そのインピーダンスの識別、制御装置ゲインの計算、弾性管の交流圧力の追跡、および弾性管のシフト量の測定などのステップが行われ、さらに弾性管内流体の即時性動的圧力が算出される。
３、交流圧力を追跡することで得られる弾性管の動的インピーダンスは、動的等価質量、減衰特性、及び、剛性に分離される。ここでは、剛性の逆数を弾性管の動的コンプライアンスとする。
【００３０】
次は、本実施形態による測定装置について説明する。
本実施形態で応用される測定装置は、図１、３ａに示す検知ユニット１、及び、制御ユニット（図示せず）を含む。検知ユニット１は、筋肉組織表面（つまり、皮膚表面）に設けられ、直流作動装置１０、交流作動装置１１、直流シフト感知装置１２、交流シフト感知装置１３及び圧力感知装置１４によって構成される。交流作動装置１１は、直流作動装置１４中に位置し、直流作動装置１０に対応して独立して上下にシフトする。圧力感知装置１４は、交流作動装置１１と周囲組織表面とが接触する端面に設けられる。制御ユニットは、信号分析処理のために用いられ、直流作動装置１０、交流作動装置１１、直流シフト感知装置１２、交流シフト感知装置１３、及び圧力感知装置１４と電気的に接続されている。
【００３１】
（従来の測定方法に基づいた物理モデル）
図２ａは、従来の測定方法を示し、動脈血管と筋肉組織などの構造を示す模式図である。図２ａの左半分は、上から下まで、それぞれ皮膚、上筋肉組織、動脈血管、下筋肉組織、および橈骨である。皮膚は点ａと表示され、動脈血管の上下位置はそれぞれ点ｂと点ｃと表示され、橈骨は点ｄと表示されている。図２ａの右半分は、上筋肉組織（ｕｐｐｅｒ  ｔｉｓｓｕｅ）、動脈血管（ａｒｔｅｒｉａｌ  ｂｌｏｏｄ  ｖｅｓｓｅｌ）、および下筋肉組織（ｌｏｗｅｒ  ｔｉｓｓｕｅ）の各部分の質量（ｍａｓｓ）、減衰特性（ｄａｍｐｉｎｇ）、および剛性（ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ）を模擬した物理モデルを示す模式図である。
【００３２】
2014100389.tif 000017
【００３３】
2014100389.tif 000018
【００３４】
上述の検知ユニットは、空気サーボ制御装置（ｐｎｅｕｍａｔｉｃ  ｓｅｒｖｏ）のバンド（ｃｕｆｆ）か圧電作動装置（ｐｉｅｚｏ−ａｃｔｕａｔｏｒ）を有する動脈血圧計（ａｒｔｅｒｙ  ｔｏｎｏｍｅｔｒｙ）である。もし、検知ユニットとして、圧電作動装置を有する動脈血圧計を用いる場合、筋肉組織との比較により、検知ユニットのインピーダンスを無視することができないが、空気サーボ制御装置のバンドを用いる場合、検知ユニットのインピーダンスを無視しても良い。また、筋肉組織と血管のインピーダンスは、常数ではなく、下方向に押す深度に伴い変化する。
【００３５】
2014100389.tif 000019
【００３６】
（本実施形態の測定方法による物理モデル）
図３ａは、本実施形態の橈骨動脈および筋肉組織などの構造の物理モデルを示す模式図である。図３ａの左半分は、上から下まで、それぞれ皮膚（ｓｋｉｎ）、上筋肉組織（ｕｐｐｅｒ  ｔｉｓｓｕｅ）、橈骨動脈（ａｒｔｅｒｉａｌ  ｂｌｏｏｄ  ｖｅｓｓｅｌ）、下筋肉組織（ｌｏｗｅｒ  ｔｉｓｓｕｅ）、および橈骨（ｒａｄｉｕｓ）である。筋肉組織表面（つまり、皮膚表面）は点ａと表示され、橈骨動脈の上下位置はそれぞれ点ｂ、点ｅと表示され、橈骨は点ｆと表示されている。橈骨動脈領域は、内橈骨動脈（つまり、圧縮されていない部分の橈骨動脈）及び外橈骨動脈（つまり、圧縮されている部分の橈骨動脈）の２つの部分に分けられ、上下の境界位置はそれぞれ点ｃおよび点ｄと表示されている。図３ａの右半分は、上筋肉組織、橈骨動脈および下筋肉組織の各部分の質量（ｍａｓｓ）、減衰特性（ｄａｍｐｉｎｇ）、剛性（ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ）を模擬した物理モデルを示すである。
【００３７】
2014100389.tif 000020
【００３８】
2014100389.tif 000021
【００３９】
2014100389.tif 000022
【００４０】
上述の検知ユニット１は、空気サーボ制御装置（ｐｎｅｕｍａｔｉｃ  ｓｅｒｖｏ）のバンド（ｃｕｆｆ）か圧電作動装置（ｐｉｅｚｏ−ａｃｔｕａｔｏｒ）を有する動脈血圧計（ａｒｔｅｒｙ  ｔｏｎｏｍｅｔｒｙ）である。もし、検知ユニットとして、圧電作動装置を有する動脈血圧計を用いる場合、筋肉組織との比較下により、検知ユニット１のインピーダンスを無視することができないが、空気サーボ制御装置のバンドを用いる場合、検知ユニットのインピーダンスを無視しても良い。また、筋肉組織と橈骨動脈のインピーダンスは、常数ではなく、下方向に押す深度に伴い変化する。
【００４１】
2014100389.tif 000023
【００４２】
2014100389.tif 000024
【００４３】
2014100389.tif 000025
【００４４】
2014100389.tif 000026
【００４５】
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【００４６】
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【００４７】
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【００４８】
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【００４９】
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【００５０】
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【００５１】
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【００５２】
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【００５３】
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【００５４】
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【００５５】
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【００５６】
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【００５７】
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【００５８】
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【００５９】
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【００６０】
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【００６１】
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【００６２】
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【００６３】
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【００６４】
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【００６５】
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【００６６】
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【００６７】
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【００６８】
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【００６９】
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【００７０】
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【００７１】
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【００７２】
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【００７３】
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【００７４】
本発明の技術特徴を以下の通りまとめる。
１、直流作動装置によって直流圧力を保持する制御技術：
直流圧力を保持する目的は、直流作動装置が周囲組織の表面から弾性管に下方向に押し、管外の押し力と管内流体の直流圧力が等しくなるようにするためである。この時の深度を前述の臨界深度または仮想臨界深度とし、周囲組織の表面が臨界深度または仮想臨界深度まで押されたとき、検出される直流圧力及び深度により検出されるインピーダンスを弾性管を除いた周辺組織のインピーダンスとし、弾性管のインピーダンスを含まない。言い換えると、臨界深度または仮想臨界深度の位置において、弾性管を除いた周囲組織のインピーダンスと弾性管のインピーダンスを分離する。
【００７５】
２、交流圧力を追跡する技術：
臨界深度または仮想臨界深度の位置において、交流作動装置のシフトを制御することによって弾性管の交流圧力を追跡し、弾性管が単独の交流圧力に伴って脈動し、弾性管以外の周囲組織が剛体運動することによって、両者が分離波動する現象を形成する。
制御の観点からみると、交流圧力が完全に追跡されると、同時に交流圧力の感知が失うため、許容される誤差が必要である。また、弾性管のインピーダンスは脈動の状態に伴い異なるため、一定比率の交流圧力維持するために許容される誤差が必要である。交流制御装置は自動適応方法を使用し、可変的な制御ゲインによって、交流制御システムオープンループゲインを定値とする設定を保持する。
これにもかかわらず、交流制御システムが必要とする参考圧力は不明確である。ここで、追跡‐停止（Ｓｔｅｐ−Ｈｏｌｄ）の制御方法が提示される。まず交流作動装置を停止（Ｈｏｌｄ）させることで参考圧力を測定し、さらに推測の技術で次の点の参考圧力が推測し、弾性管のインピーダンスの算出を行い、可変的な制御ゲインを算出し、交流作動装置は次の点で交流圧力を追跡し、弾性管のシフト信号を取得する。停止−追跡−停止−追跡の循環モードに戻る。このように、弾性管のシフト量の測定、交流圧力の追跡、参考圧力の推測、弾性管のインピーダンスの算出、及び制御ゲインの算出などの技術により、弾性管内の実際の即時連続圧力及び動的インピーダンスが算出される。
【００７６】
2014100389.tif 000056
【００７７】
図９は弾性管の“実際の弾性管のインピーダンス値”と“弾性インピーダンス値”の比較図である。図９に示すように、“弾性管のインピーダンス”は、同一脈圧周期内で時間に伴い絶え間なく変化し、“実際の弾性管のインピーダンス値”によって構成される曲線と相対的に一致する。よって、本実施形態の測定方法によって弾性管の実際の弾性管のインピーダンスが推測される。図１０は、弾性管の“実際の管内圧力値”と“推測される管内圧力値”の比較図である。本実施形態の測定方法は弾性管の実際の弾性管のインピーダンスを推測することができる。したがって、弾性管のインピーダンスによってさらに推測される管内圧力値は安定した誤差範囲内に維持される。図１０に示すように、“推測される管内圧力値”および“実際の管内圧力値”が構成する曲線は相対的に一致する。
【００７８】
上述の通り、本発明が提示する測定方法と測定装置は、非侵襲的な方法で皮膚表面にて弾性管圧力、シフト量、及びインピーダンスなどのデータの測定と制御を行い、正確に測定される弾性管の関連特性、例えば弾性管のインピーダンス、即時性連続圧力、直流圧力、及び弾性管の動的コンプライアンスなどの特性を計算し推測する。
【００７９】
上述の実施形態は本発明の技術思想及び特徴を説明するためのものにすぎず、当該技術分野を熟知する者に本発明の内容を理解させると共にこれをもって実施させることを目的とし、本発明の特許請求の範囲を限定するものではない。従って、本発明の精神を逸脱せずに行う各種の同様の効果をもつ改良又は変更は、本発明の特許請求の範囲に含まれるものとする。
【符号の説明】
【００８０】
１・・・検知ユニット、
１０・・・直流作動装置、
１１・・・交流作動装置、
１２・・・直流シフト感知装置、
１３・・・交流シフト感知装置、
１４・・・圧力感知装置。
【図１】
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【図２ａ】
2014100389.tif 000064
【図２ｂ】
2014100389.tif 000065
【図２ｃ】
2014100389.tif 000066
【図２ｄ】
2014100389.tif 000067
【図３ａ】
2014100389.tif 000068
【図３ｂ】
2014100389.tif 000069
【図３ｃ】
2014100389.tif 000070
【図３ｄ】
2014100389.tif 000071
【図３ｅ】
2014100389.tif 000072
【図４】
2014100389.tif 000073
【図５】
2014100389.tif 000074
【図６】
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【図７】
2014100389.tif 000076
【図８】
2014100389.tif 000077
【図９】
2014100389.tif 000078
【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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