(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の下記のｉからviに示すパラメータのうちの少なくとも二つのパラメータを連続的かつ非侵襲的に得る方法であって、
ｉ．  収縮期血圧（ＳＰ）、
ii．  拡張期血圧（ＤＰ）、
iii.  動脈のヤング率、
iv．  心拍出量（ＣＯ）、
ｖ．  血管抵抗（ＶＲ）の相対変化、
vi．  血管伸展性（ＶＣ）の相対変化、
該方法は、
（ａ）  被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κ、を１拍毎の実質的に連続的かつ非侵襲的に得るステップと、
（ｂ）  所望する前記少なくとも二つのパラメータの瞬時値を得るように１拍毎の実質的にリアルタイムでκを処理するステップと、
を含む方法。
【請求項２】
請求項１記載の方法であって、κは被験者から得られたPG（プレチスモグラフ）信号およびPTT（脈通過時間）を連続的かつ非侵襲的に処理して得られる方法。
【請求項３】
請求項２記載の方法であって、κは下記のアルゴリズム式に従って得られ、
【数１】
κ=1/(1/(PEAK・v)+1),
ここに、ｖは脈速度であり、また、
【数２】
PEAK=k1・PTT・PA+k2・AREA,
であって、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波のそれぞれ振幅および面積であり、k1およびk2は経験的に得られる方法。
【請求項４】
請求項２記載の方法であって、κは下記のアルゴリズム式に従って得られ、
【数３】
0004668421.tif 000006
ここに、PAはPG信号から得られる脈波の振幅である方法。
【請求項５】
請求項３又は４記載の方法であって、さらに、脈波内の低速変動をフィルタリングするステップを含む方法。
【請求項６】
請求項５記載の方法であって、PEAK内の低速変動は請求項３のPEAKをPEAK/(PEAKの低速成分)2で置換してフィルタリングされる方法。
【請求項７】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数４】
SP=ρv2Φ(κ,γ),
ここに、ρは血液密度、γは血液の熱力学的ポアソン指数、ｖは脈波速度であり、かつ、
【数５】
0004668421.tif 000007
である方法。
【請求項８】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数６】
SP=(logv2)/α+2ρv2κ/3+λ,
ここに、ρは血液密度、vは脈波速度、またλ=(log(2ρR/E0h))/αであり、ここに、Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ｈは動脈壁の厚さであり、αは経験的に得られる方法。
【請求項９】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数７】
SP=［(logv2)/α+λ］/(1-κ),
ここに、ｖは脈波速度、またλ=(log(2ρR/E0h))/αであり、Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ρは血液密度、ｈは動脈壁の厚さであり、αは経験的に得られる方法。
【請求項１０】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数８】
SP=(logv2/(1-εH2))/α+2ρv2κ/3+λ,
ここに、ρは血液密度、ｖは脈波速度、Ｈは心拍数、λ=(log(2ρR/E0h))/αであり、ここに、Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ｈは動脈壁の厚さであり、εおよびαは経験的に得られる方法。
【請求項１１】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数９】
SP=［(logv2/(1-εH2))/α+λ］/(1-κ),
ここに、ｖは脈波速度、Ｈは心拍数、λ=(log(2ρR/E0h))/αであり、ここに、Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ｈは動脈壁の厚さであり、ρは血液密度、εおよびαは経験的に得られる方法。
【請求項１２】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の拡張期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数１０】
DP=SP-ρv2κ,
ここに、SPは収縮期血圧、ρは血液密度、ｖは脈波速度である方法。
【請求項１３】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数１１】
E=(2R/h)(SP-DP)/κ,
ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、SPは収縮期血圧、DPは拡張期血圧である方法。
【請求項１４】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数１２】
E=(2R/h)SP/Φ(κ,γ),
ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、SPは収縮期血圧、γは血液の熱力学的ポアソン指数であり、
【数１３】
0004668421.tif 000008
である方法。
【請求項１５】
請求項１４記載の方法であって、さらに、脈波内の低速変動をフィルタリングするステップを含む方法。
【請求項１６】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数１４】
E=(2R/h)・ρ・exp(-λ+MP)α,
ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、ρは血液密度、MP=(SP+2・DP)/3であり、ここに、SPは収縮期血圧、DPは拡張期血圧であり、収縮期血圧もしくは拡張期血圧の少なくとも１方はκを含むアルゴリズム式を使用して得られ、また、λ=(log(2ρR/E0h))/αであって、E0はゼロ圧に関するヤング率、αは経験的に得られる定数である方法。
【請求項１７】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数１５】
E=(2R/h)・ρ・exp((-λ+SP・(1-κ))α),
ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、ρは血液密度、SPは収縮期血圧であり、また、λ=(log(2ρR/E0h))/αであって、E0はゼロ圧に関するヤング率、αは経験的に得られる定数である方法。
【請求項１８】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の心拍出量を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数１６】
CO=PEAK・｛v・［1+SP/(2ρ・v2)］｝2
ここに、SPはκを含むアルゴリズム式を使用して得られる収縮期血圧、ρは血液密度、ｖは脈波速度であり、また、
【数１７】
PEAK=k1・PTT・PA+k2・AREA,
であって、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波ピークのそれぞれ振幅および面積であり、k1およびk2は経験的に得られる方法。
【請求項１９】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の心抵抗を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数１８】
VR=(SP-DP)/CO
ここに、SP,DPおよびCOのいずれか１つ以上がκを含む計算から得られる方法。
【請求項２０】
請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験者の血管伸展性を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数１９】
VC=PEAK/(SP-DP)
ここに、
PEAK=k1・PTT・PA+k2・AREA,
であって、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波のそれぞれ振幅および面積であり、k1およびk2は経験的に得られる方法。
【請求項２１】
被験者の血圧の変化が心拍出量の変化によるものかあるいは血管伸展性の変化によるものかを連続的かつ非侵襲的に決定する方法であって、該方法は、
（ａ）  被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κを１拍毎の実質的に連続的かつ非侵襲的に得るステップと、
（ｂ）  被験者の収縮期血圧SP、心拍出量COおよび血管伸展性VCの瞬時値を得るように１拍毎の実質的にリアルタイムでκを処理するステップと、
（ｃ）  下記のアルゴリズム式の瞬時値を得るように被験者のSP,COおよびVCをリアルタイムで処理するステップと、を含み、
【数２０】
INDEX1=∂SP/∂CO-∂SP/∂VC
時間と共に増加するINDEX1は心拍出量の変化による被験者の血圧の変化を示し、そうでなければ被験者の血圧の変化は血管伸展性の変化によるものと決定する方法。
【請求項２２】
被験者の血圧の変化が被験者の心拍出量の変化によるものかあるいは血管抵抗の変化によるものかを連続的かつ非侵襲的に決定する方法であって、該方法は、
（ａ）  被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κを１拍毎の実質的に連続的かつ非侵襲的に得るステップと、
（ｂ）  被験者の収縮期血圧SP、心拍出量COおよび血管伸展性VRの瞬時値を得るように１拍毎の実質的にリアルタイムでκを処理するステップと、
（ｃ）  下記のアルゴリズム式の瞬時値を得るように被験者のSP, COおよびVRをリアルタイムで処理するステップと、を含み、
【数２１】
INDEX2=∂SP/∂CO-∂SP/∂VR
時間と共に増加するINDEX2は心拍出量の変化による被験者の血圧の変化を示し、そうでなければ被験者の血圧の変化は血管抵抗の変化によるものと決定する方法。
【請求項２３】
被験者（１０）の下記のｉからｖｉに示すパラメータの内の少なくとも二つの心臓パラメータを連続的かつ非侵襲的に得る装置であって、
ｉ．  収縮期血圧（ＳＰ）、
ii．  拡張期血圧（ＤＰ）、
iii.  動脈のヤング率、
iv．  心拍出量（ＣＯ）、
ｖ．  血管抵抗（ＶＲ）の相対変化、
vi．  血管伸展性（ＶＣ）の相対変化、
該装置は、
（ａ）  被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κを１拍毎の実質的に連続的かつ非侵襲的に得る装置と、
（ｂ）  所望するパラメータの瞬時値を得るように１拍毎の実質的にリアルタイムでκを処理する装置（１６）と、
を含む装置。
【請求項２４】
請求項２３記載の装置であって、κは被験者（１０）から得られたPG（プレチスモグラフ）信号およびPTT（脈通過時間）を連続的かつ非侵襲的に処理して得られる装置。
【請求項２５】
請求項２４記載の装置であって、κは下記のアルゴリズム式に従って得られ、
【数２２】
κ=1/(1/(PEAK・v)+1),
ここに、ｖはPTTに逆比例し、また、
【数２３】
PEAK=k1・PTT・PA+k2・AREA,
であって、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波のそれぞれ振幅および面積であり、k1およびk2は経験的に得られる装置。
【請求項２６】
請求項２５記載の装置であって、脈波内の低速変動をフィルタリングすることができる装置。
【請求項２７】
請求項２６記載の装置であって、脈波内の低速変動は請求項２５のPEAKを、PEAK/(PEAKの低速成分)2で置換してフィルタリングされる装置。
【請求項２８】
請求項２３記載の装置であって、κは下記のアルゴリズム式に従って得られ、
【数２４】
κ=1/((1/PA)+1)
ここに、PAはPG信号から得られる脈波の振幅である装置。
【請求項２９】
請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数２５】
SP=ρv2Φ(κ,γ),
ここに、ρは血液密度、γは血液の熱力学的ポアソン指数、ｖは脈波速度であり、かつ、
【数２６】
0004668421.tif 000009
である装置。
【請求項３０】
請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数２７】
SP=(logv2)/α+2ρv2κ/3+λ,
ここに、ρは血液密度、またλ=(log(2ρR/E0h))/αであり、ここに、Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、hは動脈壁の厚さであり、αは経験的に得られる装置。
【請求項３１】
請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）に被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数２８】
SP=［(logv2)/α+λ］/(1-κ),
ここに、ｖは脈波速度、またλ=(log(2ρR/E0h))/αであり、Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ρは血液密度、ｈは動脈壁の厚さであり、αは経験的に得られる装置。
【請求項３２】
請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数２９】
SP=(logv2/(1-εH2))/α+2ρv2κ/3+λ,
ここに、ρは血液密度、ｖは脈波速度、Ｈは心拍出数、λ=(log(2ρR/E0h))/αであり、ここに、Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ｈは動脈壁の厚さであり、εおよびαは経験的に得られる装置。
【請求項３３】
請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数３０】
SP=［(logv2/(1-εH2))/α+λ］/(1-κ),
ここに、ｖは脈波速度、Ｈは心拍数、λ=(log(2ρR/E0h))/αであり、ここに、Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ｈは動脈壁の厚さ、ρは血液密度であり、εおよびαは経験的に得られる装置。
【請求項３４】
請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において被験者の拡張期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数３１】
DP=SP-ρv2κ,
ここに、SPは収縮期血圧、ρは血液密度、ｖは脈波速度である装置。
【請求項３５】
請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数３２】
E=(2R/h)(SP-DP)/κ,
ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、SPは収縮期血圧、DPは拡張期血圧である装置。
【請求項３６】
請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数３３】
E=(2R/h)SP/Φ(κ,γ),
ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、SPは収縮期血圧、γは血液の熱力学的ポアソン指数であり、
【数３４】
0004668421.tif 000010
である装置。
【請求項３７】
請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数３５】
E=(2R/h)・ρ・exp(-λ+MP)α,
ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、ρは血液密度、MP=(SP+2・DP)/3であり、ここに、SPは収縮期血圧、DPは拡張期血圧であり、収縮期血圧もしくは拡張期血圧の少なくとも１方はκを含むアルゴリズム式を使用して得られ、また、λ=(log(2ρR/E0h))/αであって、E0はゼロ圧に関するヤング率、αは経験的に得られる定数である装置。
【請求項３８】
請求項３５記載の装置であって、ステップ（ａ）において被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数３６】
E=(2R/h)・ρ・exp((-λ+SP・(1-κ))α
ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、ρは血液密度、SPは収縮期血圧であり、また、λ=(log(2ρR/E0h))/αであって、E0はゼロ圧に関するヤング率、αは経験的に得られる定数である装置。
【請求項３９】
請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において被験者の心拍出量を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数３７】
CO=PEAK・｛v・［1+SP/(2ρ・v2)］｝2
ここに、SPはκを含むアルゴリズム式を使用して得られる収縮期血圧であり、また、
【数３８】
PEAK=k1・PTT・PA+k2・AREA,
であって、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波のそれぞれ振幅および面積であり、k1およびk2は経験的に得られる装置。
【請求項４０】
請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において被験者の心臓抵抗を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、
【数３９】
VR=(SP-DP)/CO
ここに、SP,DPおよびCOのいずれか１つ以上がκを含む計算から得られる装置。
【請求項４１】
被験者の血圧の変化が心拍出量の変化によるものかあるいは血管伸展性の変化によるものかを連続的かつ非侵襲的に決定する装置であって、該装置は、
（ａ）  被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κを１拍毎の実質的に連続的かつ非侵襲的に得る装置と、
（ｂ）  被験者の収縮期血圧SP、心拍出量COおよび血管伸展性VRの瞬時値を得るように１拍毎の実質的にリアルタイムでκを処理する装置（１６）と、
（ｃ）  下記のアルゴリズム式の瞬時値を得るように被験者のSP,COおよびVCをリアルタイムで処理する装置と、を含み、
【数４０】
INDEX1=∂SP/∂CO-∂SP/∂VC
時間と共に増加するINDEX1は心拍出量の変化による被験者の血圧の変化を示し、そうでなければ被験者の血圧の変化は血管伸展性の変化によるものと決定する装置。
【請求項４２】
被験者の血圧の変化が被験者の血管抵抗の変化によるものであるかを連続的かつ非侵襲的に決定する装置であって、該装置は、
（ａ）  被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κを１拍毎の実質的に連続的かつ非侵襲的に得る装置と、
（ｂ）  被験者の収縮期血圧SP、心拍出量COおよび血管伸展性VRの瞬時値を得るように１拍毎の実質的にリアルタイムでκを処理する装置（１６）と、
（ｃ）  下記のアルゴリズム式の瞬時値を得るように被験者のSP,COおよびVRをリアルタイムで処理する装置と、を含み、
【数４１】
INDEX2=∂SP/∂CO-∂SP/∂VR
時間と共に増加するINDEX2は心拍出量の変化による被験者の血圧の変化を示し、そうでなければ被験者の血圧の変化は血管抵抗の変化によるものと決定する装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（技術分野）
本発明は医療診断装置の分野に関し、特に、被験者の心臓血管活動を解析する装置に関する。
【０００２】
用語解説
以下に、ここで使用される用語をその略字と共に解説し、そのいくつかは標準であり他は新造語である。
プレチスモグラフ（PG）−血流を測定する装置。
脈通過時間（PTT）−動脈系統内の２点に脈圧ピークが到来する間に経過した時間、すなわちECG信号内の特定の点と動脈系統内の特定の点への連続する脈波の到来との間で経過した時間。
心拍出量（CO）−毎分心臓から大動脈内へ送出される血液量
血管伸展性（VCL）−圧力変化に対する血管量変化の割合。
ＡＲＥＡ−プレチスモグラフ信号のピークの下の面積
ピーク振幅（PA）−プレチスモグラフ信号のピーク振幅。
収縮期血圧（SP）−心臓周期の収縮期中の血圧。
拡張期血圧（DP）−心臓周期の弛緩期間中の血圧。
【０００３】
（背景技術）
例えば、異常に高いもしくは低い血圧が健康に対する重大な脅威となる人にとって、血圧および血管パラメータの連続的な非侵襲性監視が重要である。非侵襲性、連続的、血圧監視を行うためのいくつかの方法が開発されてきている。例えば、米国特許第４，４７５，５５４号にはオシロメータ測定値から血圧を求める装置が開示されている。これらの装置は肘上の腕や指の上に配置することができる膨張可能な腕帯を利用する。腕帯は下にある指の血管の内圧と平衡するまで膨張される。指の動脈内の血圧が変動すると、腕帯圧は帰還制御機構により血圧を平衡させるように調節される。任意の瞬間における血圧は腕帯圧に比例するものと考えられる。それは指の動脈の弾性および音が、実際には極端に変化するが、終始一定のままであるものと仮定している。そのため、これらの装置は長期間の血圧監視には向かない。さらに、定腕帯圧によりこれらの腕帯は患者にとって苦痛を与えるものとなり抹消血液循環に問題を生じることがある。したがって、これらのオシロメータ装置は連続的血圧監視に使用されることはめったにない。
【０００４】
プレチスモグラフ（PG）信号だけを解析して収縮期および拡張期血圧を推定するためのいくつかの研究が試みられてきている。しかしながら、これらの方法は高次の導関数を利用し、したがって被験者の動きにより実際には達成できない極端に低ノイズの信号を必要とする。さらに、数分にわたってデータを平均しなければならないため、これらの方法はリアルタイム血圧測定には使用できない。
【０００５】
オアの米国特許第４，８６９，２６２号、スラメックの米国特許第４，８０７，６３８号、およびスゴの米国特許第５，７０９，２１２号は、脈通過時間（PTT）だけから血圧を計算する装置を開示している。しかしながら、PTTだけから決定された血圧測定値の信頼度および再生度は正確な血圧測定値を与えるのに十分なものではない。
【０００６】
血圧のもう１つの非侵襲性監視方法がスミスの欧州特許出願ＥＰ０４４３２６７Ａ１に開示されている。この方法は収縮期および拡張期血圧の計算にPG信号およびPTTの両方を使用する。血管音および弾性率の変動が心拍数よりも低速であるものと仮定して、AC信号をDC信号で除すことによりPG信号を最初に各心臓周期内で正規化しなければならない。この正規化手順は経験的であり不正確である。さらに、収縮期および拡張期血圧の計算に使用される方程式も経験的であるため多くの場合不正確である。
【０００７】
心拍出量その他の血管特性（伸展性、抵抗、およびヤング率）の変化が血圧に影響を及ぼすことが前から知られている。さまざまな生理的過程がさまざまな原因による血圧変化を支配し、それが異なる原因から生じる場合には血圧の同じ変化に対して異なる内科療法が必要である。したがって、血圧変化の原因を決定することは治療を成功させるのに極めて重要である。しかしながら、従来技術のどの装置および方法にもこれらの要因の非侵襲性監視手段は開示されていない。さらに、従来技術の装置および方法は全て血圧に及ぼすこれらの要因の影響を無視している。
【０００８】
したがって、前記した従来技術の方法の欠点が実質的に低減されるもしくは解消される血圧、心拍出量、その他の血管特性の非侵襲性、連続的監視方法および装置が必要とされている。
【０００９】
（発明の開示）
本発明の文脈において、２つの明確に記載された、計算可能すなわち測定可能な変数は、２つの変数が互いに比例する時は、互いに同値であると考えられる。
【００１０】
以下の説明および特許請求の範囲において、ひとつの個体の圧脈波の伝播速度に対する血液流速の比率を示すのにκが使用される。
【００１１】
本発明は、拡張期および収縮期血圧をκを含む計算により求められるという新しい非自明な発見に基づいており、κが使用されない従来技術の方法により得られるものよりも正確である。
【００１２】
したがって、本発明はκの連続的非侵襲性測定方法および装置を含んでいる。本発明の好ましい実施例では、κは被験者のPG信号およびPTTから得られる。最も好ましい実施例では、κは全体が本開示の一部としてここに組み入れられている、例えば、ランドウ  エル．ディー．およびリフシツ  イー．エム．のStatistical Physics, Pergamon Press, 1979; ランドウ  エル．ディー．およびリフシツ イー．エム．のFluid Mechanics, Pergamon Press, 1987; およびランドウ  エル．ディー．およびリフシツ  イー．エム．のTheory of Elasticity, Pergamon Press, 1986; およびカプラン  ディーおよびグラスのUnderstanding Non-Linear Dynamics, Springer-Verlag. N.Y., 1995 に記載されている強不連続性の波動理論に従って被験者のPG信号およびPTTから得られる。さらに好ましい実施例では、κは次式で与え、
【数４２】
κ=1/(1/(PEAK・v)+1)
ここに、ｖはPTTに逆比例する脈波の伝播速度（脈波速度）であり、
【数４３】
PEAK=k1・PTT・PA+k2・AREA
であり、
ここに、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波のそれぞれ振幅および面積であり、k1およびk2は2つの経験的に得られる定数である。
【００１３】
もう１つの好ましい実施例では、κは
【数４４】
0004668421.tif 000002
により与えられる。
【００１４】
κ測定値の精度を高めるために血管半径内の低速(0.01-0.05Hz)変動（血管運動音）を随意PG信号からフィルタリングにより除去することができる。それは、例えば、κの定義におけるPEAKをPEAK/(PEAKの低速成分)2で置換して実施することができる。PEAKの低速成分は、例えば、脈波の低域フィルタリングにより得ることができる。本発明の範囲内でκを連続的かつ非侵襲性に得る他の方法も考えられる。
【００１５】
被験者のPG信号を連続的に非侵襲的に得る手段が従来技術で知られており、例えば、光PGセンサとすることができる。本発明の範囲内で血管内の圧力波を測定する他の方法も考えられる。限定はしないが、それにはいくつかの光PG装置、インピーダンスPG装置、圧電、超音波、レーザー、その他のタイプのセンサの使用が含まれる。
【００１６】
PTTを連続的かつ非侵襲的に求める手段が従来技術で知られており、例えば、心電計モニタおよびPGセンサを含むことができる。この場合PTTはECG波内の特定の点、例えばＲピーク、とPGセンサへの対応する圧力波の到来との間の時間経過である。PTTを測定する他の手段は、例えば、同じ動脈血管に沿って互いに離されて皮膚に取り付けられる一対のPGセンサを含んでいる。この場合、PPTは２つの位置における圧力波の到来間の時間経過である。
【００１７】
したがって、本発明はさらに収縮期および拡張期血圧の連続的かつ非侵襲的測定値を得るようにκをリアルタイムで処理する装置を提供する。
【００１８】
さらに、本発明はヤング率、血管抵抗、心拍出量、および血管伸展性の連続的かつ非侵襲的測定値を得るようにκをリアルタイムで処理する装置を提供する。従来技術はこれらのパラメータを得るための方法を開示していない。
【００１９】
本発明により提供される拡張期および収縮期血圧、ヤング率、血管抵抗、心拍出量、および血管伸展性の測定値は、従来技術の装置により提供される測定値よりも、外部ノイズ、身体姿勢の変化、およびセンサ配置に対してよりロバストで影響されにくい。
【００２０】
本発明は、さらに、心拍出量の変化や血管伸展性の変化による被験者内の血圧の変化を示す指標を連続的かつ非侵襲的に得るようにκをリアルタイムで処理する装置を提供する。異なる生理的過程が原因の異なる血圧変化を支配し、異なる原因から生じる場合は血圧の同じ変化に対して異なる内科療法が必要であるため、本発明は適切な療法を決定するための手段を提供する。
【００２１】
好ましい実施例では、κは強い不連続性の波動理論に従って前記したパラメータを得るようにリアルタイムで処理される。最も好ましい実施例では、前記したパラメータは下記のアルゴリズム式を使用して得られる。
収縮期血圧（SP）
方法１
【数４５】
SP=ρv2Φ(κ,γ)
ここに、ρは血液密度、γは血液の熱力学ポアソン指数であり、
【数４６】
0004668421.tif 000003
方法２
【数４７】
SP=(logv2)/α+2ρv2κ/3+λ,
ここに、λ=(log(2ρR/E0h))/α，Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、E0はゼロ圧に関するヤング率、αは経験的に得られる定数である。
方法３
【数４８】
SP=(logv2/(1-εH2))/α+2ρv2κ/3+λ,
ここに、εは経験的に得られる定数でありＨは心拍数である。
方法４
【数４９】
SP=［(logv2)/α+λ］/(1-κ),
方法５
【数５０】
SP=［(logv2/(1-εH2))/α+λ］/(1-κ),
拡張期血圧（DP）
【数５１】
DP=SP-ρv2κ,
ヤング率
方法１
【数５２】
E=(2R/h)(SP-DP)/κ,
方法２
【数５３】
E=(2R/h)SP/Φ(κ,γ),
方法３
【数５４】
E=(2R/h)・ρ・exp［(-λ+MP)α］,
ここに、MPは平均圧で、MP=(SP+2・DP)/3であり、SPもしくはDPはκを含むアルゴリズム式を使用して得られる。
方法４
【数５５】
E=(2R/h)・ρ・exp((-λ+SP・(1-κ))α),
心拍出量（CO）
【数５６】
CO=PEAK・｛v・［1+SP/(2ρ・v2)］｝2
ここに、SPはκを含むアルゴリズム式を使用して得られ、PEAKの低速成分は前記したフィルタリングにより除去される。
血管抵抗（VR）
【数５７】
VR=(SP-DP)/CO
ここに、SP,DP,およびCOのいずれか１つ以上がκを含むアルゴリズム式を使用して得られる。
血管伸展性（VC）
【数５８】
VC=PEAK/(SP-DP)
ここに、SP,およびDPのいずれか１つ以上がκを含む計算から得られる。本発明の範囲内でκから血管伸展性を得る他の方法も考えられる。
【００２２】
血圧へのVC,VRおよびCOの影響
SPの観察された変化へのCOの相対的寄与は、次式で定義されるパラメータINDEX1により与えられ、
【数５９】
INDEX1=∂SP/∂CO-∂SP/∂VC
ここに、SP,COおよびVCのいずれか１つ以上がκを含む計算から得られる。時間と共にINDEX1が増加することは主として心拍出量(CO)の変化によるSPの変化を示す。時間と共にINDEX1が減少することは主として血管伸展性(VC)の変化によるSPの変化を示す。
【００２３】
SPの観察された変化へのVRおよびCOの相対的寄与は、次式で定義されるパラメータINDEX2により与えられ、
【数６０】
INDEX2=∂SP/∂CO-∂SP/∂VR
ここに、SP,COおよびVCのいずれか１つ以上がκを含む計算から得られる。時間と共にINDEX2が増加することは主として心拍出量(CO)の変化によるSPの変化を示す。時間と共にINDEX2が減少することは主として血管抵抗(VR)の変化によるSPおよびDPの変化を示す。
【００２４】
（発明を実施するための最良の形態）
図１は本発明の好ましい実施例に従って監視される被験者１０を示す。連続的かつ非侵襲的に心電計を監視するために、被験者の胸部にECG電極１２が取り付けられている。連続的かつ非侵襲的に脈波を監視するために、被験者の指にPGセンサ１４が取り付けられている。ECG電極およびPGセンサからの信号が連続的にプロセッサ１６へ与えられる。プロセッサ１６はインターフェイス、Ａ／Ｄコンバータ、増幅器およびＰＣコンピュータ１８のシリアルポートへのケーブルを含んでいる。市販の血圧計２０を使用して任意の経験的に規定される定数を得るために、校正の目的で予備血圧測定が行われる。
【００２５】
プロセッサ１６により実施される処理の一般化されたフロー図が図２に示されている。ECGおよびPG信号はκの瞬時値を得るように、最初にリアルタイムで処理される。次に、κは所望するパラメータの瞬時値を得るようにリアルタイムで処理される。所望するパラメータの計算された値は格納および表示するためにＰＣ１８へリアルタイムで転送される。
【００２６】
例
次に、限定しない例により本発明を説明する。
【００２７】
方法
一群の１１人の被験者、年齢が２１−４４才の７人の男性および４人の女性、の血圧が本発明を使用して調べられた。１１人の被験者の内、１０人は正常な血圧を有することが判り、１人は高血圧に近かった。各被験者は少なくとも２回調べられた。各検査はほぼ１時間続き、次の姿勢における測定が含まれた、仰臥位（１５分）、座位（１５分）、および立位（１０分）。７人の被験者は自転車での管理された身体運動の１０分後もしくはヴァルサルヴァ試験中にも座位で測定が行われた。各被験者および各姿勢について別々にデータが処理された。
【００２８】
下記の装置の一方もしくは両方を使用して、各被験者から標準血圧測定値が得られた。
1.  市販の血圧測定装置（ＰＣコンピュータに接続された腕帯形圧力計を含むDynapulse 200MTM）
2.  出力をＰＣコンピュータへ送信する装置(Ultramind)と組み合わされた指動脈からの連続振動血圧測定(FinapressTM, Ohmeda)。
【００２９】
FinapressTM装置が標準として使用された時は、血圧は連続的に測定されリアルタイムで保全された。DynapulseTM装置が使用された時は、検査中に個別の血圧測定が３−４回行われた。各検査の始めの標準血圧測定値が定数パラメータk1,k2を得るのに使用された。
【００３０】
各被験者からECGおよびPG信号が得られ、カスタムソフトウェアによりリアルタイムで処理された。処理には下記の連続操作が含まれた。
1.  平滑化（フィルタリングおよび高周波ノイズ）
2.  PG信号のベースラインドリフト相関（1.0〜2.0Hzの遮断周波数を使用するハイパスフィルタリング）
3.  ECGおよびPG信号のピーク認識手順を実施する。
4.  PGピークの高さとしてPAを得る。
5.  ECGピークと対応するPGピーク間の時間間隔としてPTTを計算する。
6.  ECGピークからPGピークまでの時間間隔にわたるPG信号の積分によりAREAを計算する。
7.  心拍数を計算する。
8.  最尤原理に従ってカイ二乗判定法を使用して定数パラメータk1,k2，αおよびεを計算する。
【００３１】
次に、各被験者に対してSPおよびDPが次のように得られた。
各被験者からECGおよびPG信号が得られ、カスタムソフトウェアによりリアルタイムで処理された。処理には下記の連続操作が含まれた。
1.  平滑化（フィルタリングおよび高周波ノイズ）
2.  PG信号のベースラインドリフト相関（1.0-2.0 Hzの遮断周波数を使用するハイパスフィルタリング）
3.  CGおよびPG信号のピーク認識手順を実施する。
4.  PG信号の高さとしてPAを得る。
5.  ECGピークと対応するPGピーク間の時間間隔としてPTTを計算する。
6.  ECGピークからPGピークまでの時間間隔にわたるPG信号の積分によりAREAを計算する。
7.  心拍数を計算する。
8.  本発明の方法に従ってSPおよびDPを計算する。
9.  スミスの欧州特許出願ＥＰ０４４３２６７Ａ１の方法に従ってSPおよびDPを計算する。
【００３２】
必要に応じて検査中に時々定数パラメータが調節された。
【００３３】
結果が下記の方法で得られたものと比較された。
【００３４】
出力は下記の2つの部分からなっている。
1.  本発明に従ってかつスミスの方法に従って得られたSPおよびDP時系列。
2.  SPおよびDP時系列と標準血圧測定値間の平均誤差およびroot-mean-square誤差。
【００３５】
結果
休息中の被験者に対して本発明に従って得られた血圧測定値、およびスミスの欧州特許出願ＥＰ０４４３２６７Ａ１の経験式により計算されたもの（表１）が標準装置により得られたものと比較された。本発明に従って得られたSPおよびDP測定値はスミスの方法により得られたものよりも安定であった。特に、本発明の方法３および５に従ってストレスの後で得られたSP測定値の平均誤差および標準偏差はスミスの方法により得られたものよりも、それぞれ、２および５倍小さかった。２６人の全被験者において、ＳＰ測定値が方法３および５に従って得られた時の平均誤差はスミスの方法により得られたものよりも１．６倍小さかった(p=0.023)。
【００３６】
表２は運動後に仰臥位もしくは座位にある被験者に対して得られた血圧測定値の結果を示す。本発明の５つの方法およびスミスの欧州特許出願ＥＰ０４４３２６７Ａ１の方法がFinapressTMおよびDynapulse 200MTMにより得られた測定値と比較された。特に、２６人の全被験者において方法３および５に従って得られたSP測定値間の平均誤差はスミスの得られた誤差の５４％であった(p=0.023)。
【表１】
0004668421.tif 000004
表  １．FinapressTMもしくはDynapulseTMを使用して得られた測定値と比較した本発明の５つの方法、およびスミスの方法により得られた血圧測定値間の平均誤差±標準偏差(mmHg)。
【表２】
0004668421.tif 000005
表  ２．FinapressTMおよびDynapulse 200TMを使用して得られた測定値と比較した本発明の５つの方法、およびスミスの欧州特許出願ＥＰ０４４３２６７Ａ１の方法により得られた平均誤差±標準偏差(mmHg)。
【００３７】
ある程度の特異性で本発明が説明されてきたが、特許請求の範囲に明記された本発明の範囲および精神を逸脱することなくさまざまな通知および変更を行えることをお判り願いたい。
【００３８】
参照
米国特許
US 4,475,554                           10/1984          ヒンドマン
US 4,807,638                            2/1989          スラメック
US 4,869,262                            9/1989          オア
US 5,709,212                            1/98            スゴ
欧州特許出願
EP 0443267A1（US 484687に対応する）     2/1990          スミス
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の装置を使用する一実施例を示す図である。
【図２】  本発明の一実施例に従った処理ステップの一般化されたフロー図である。
【図１】
0004668421.tif 000011
【図２】
0004668421.tif 000012