(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
装置において、
外圧を動脈にかけるための外圧付与器であり、前記外圧は動脈が１回の心周期内である範囲の経壁圧を受けるようなものである外圧付与器と、
前記範囲の経壁圧で経壁圧に生じるイベントを確認し、前記イベントが生じた時の確認に基づき、ある特定の時の動脈圧を決定するプロセッサと、
動脈容積表示信号を発生させるための第１の検出器と、からなり、
前記イベントは経壁圧がほぼ零になったことであり、
前記プロセッサは、動脈圧を決定するために異なる２つの心周期においてそれぞれ異なる２つの外圧で測定する動脈容積表示信号を比較することを特徴とする、装置。
【請求項２】
前記装置において、外圧付与器は、心周期中に収縮期および拡張期血圧の間の平均差よりも低い外圧を変化させる請求項１記載の装置。
【請求項３】
前記装置において、経壁圧の範囲は主として動脈圧の変化によるものである請求項１記載の装置。
【請求項４】
前記装置において、外圧付与器は測定期間が終わるまで外圧を動脈にかけるものである請求項１記載の装置。
【請求項５】
前記特定の時が、前記イベントが生じた心周期の前又は次の心周期における、前記イベントが生じた時と同じ位置にある時間である、請求項１記載の装置。
【請求項６】
前記装置において、実質的に一定の圧付与器は、測定期間中一定量の流体を含むカフからなる請求項１記載の装置。
【請求項７】
前記装置において、プロセッサは、測定期間外からのデータを必要とせずに前記イベントが生じる時を決定する請求項４記載の装置。
【請求項８】
前記装置において、外圧付与器は測定期間が終わるまで収縮期もしくは拡張期の動脈血圧と等しくない外圧をかける請求項７記載の装置。
【請求項９】
前記装置において、プロセッサは前記イベントが生じた時に動脈圧を決定する請求項１記載の装置。
【請求項１０】
前記装置において、前記特定の時は前記イベントが生じた時ではない請求項１記載の装置。
【請求項１１】
前記装置において、さらに、動脈圧表示信号を発生させるための第２の検出器からなる、請求項１記載の装置。
【請求項１２】
前記装置において、前記第２の検出器は動脈圧力計である請求項１１記載の装置。
【請求項１３】
前記装置において、前記第２の検出器は血管アンロードシステムの圧センサである請求項１１記載の装置。
【請求項１４】
前記装置において、プロセッサは前記特定の時に動脈圧表示信号を較正する請求項１１記載の装置。
【請求項１５】
前記装置において、さらに、動脈圧表示信号を発生させるための圧力波速度測定システムからなる請求項１４記載の装置。
【請求項１６】
前記装置において、プロセッサは動脈圧縮率のピークを確認する請求項１記載の装置。
【請求項１７】
前記装置において、プロセッサは動脈の開口もしくは閉口を確認する請求項１記載の装置。
【請求項１８】
前記装置において、プロセッサは人体部分の粘弾性特性の変化を確認する請求項１記載の装置。
【請求項１９】
前記装置において、プロセッサは動脈を通る血流量の変化を確認する請求項１記載の装置。
【請求項２０】
前記装置において、さらに、動脈圧表示信号を発生させるためにプロセッサに電気接続した第２の検出器と、からなる請求項１記載の装置。
【請求項２１】
前記装置において、プロセッサは動脈圧表示信号と動脈容積表示信号から前記イベントが生じた時を決定する請求項２０記載の装置。
【請求項２２】
前記装置において、プロセッサは、経壁圧がほぼ零である時を決定しやすくするように動脈容積表示値対動脈圧表示値を求める請求項２１記載の装置。
【請求項２３】
前記装置において、第２の検出器は圧力計からなる請求項２０記載の装置。
【請求項２４】
前記装置において、第２の検出器は動脈の圧力波の速度を測定するための装置からなる請求項２０記載の装置。
【請求項２５】
前記装置において、第１の検出器は体積変動測定器からなる請求項２０記載の装置。
【請求項２６】
前記装置において、第１の検出器は外圧を供給するために使用するカフにある圧変換器からなる請求項２０記載の装置。
【請求項２７】
前記装置において、さらに、拍動周波数よりも大きい周波数をもつ振動要素を誘導するための励振器からなる請求項１記載の装置。
【請求項２８】
前記装置において、励振器は振動要素を動脈圧に誘導するものである請求項２７記載の装置。
【請求項２９】
前記装置において、さらに、動脈容積表示信号をフィルタがけするフィルタからなる請求項２７記載の装置。
【請求項３０】
前記装置において、さらに、動脈圧表示信号を発生させる検出器からなる請求項２７記載の装置。
【請求項３１】
前記装置において、さらに、振動要素を動脈容積に与えるための手段からなる請求項２７記載の装置。
【請求項３２】
前記装置において、外圧付与手段は外圧を動脈の一部にかけるためのカフであり、前記カフは流体を含む室をもち、前記振動要素手段はカフの流体の容積に振動を起こすための手段からなる請求項３１記載の装置。
【請求項３３】
前記装置において、プロセッサは外部からの生理表示の信号を抽出する請求項１記載の装置。
【請求項３４】
前記装置において、プロセッサはさらに、２つの異なる期間で測定する動脈容積表示信号を比較し、前記期間の１つにおいて収縮期および拡張期間の外圧を動脈の部分にかける、請求項１記載の装置。
【請求項３５】
装置であって、
外圧を動脈にかけるための外圧付与器であり、前記外圧は動脈が１回の心周期内である範囲の経壁圧を受けるようなものである外圧付与器と、
前記範囲の経壁圧で経壁圧に生じるイベントを確認し、前記イベントが生じた時の確認に基づき、ある特定の時の動脈圧を決定するプロセッサと、
動脈の閉口もしくは開口の信号表示を検出するために使用する検出器と、
からなり、
前記イベントは経壁圧がほぼ零になったことである、装置。
【発明の詳細な説明】
背景技術
本発明は、血圧の非侵襲決定の方法および装置に関する。
圧力計などの圧力測定装置を用いて血圧を直接測定すると、臨床時の設置に困難が生じる。圧力計の読み取りに係る問題に関しては、収縮期血圧と拡張期血圧の期間は正確であるが、圧力読み取りのスケーリングが不正確であったり、記録した圧力にオフセットをもつこともある。圧力計での測定は、圧力計の位置，動脈，そして動脈の後ろにある骨の構造に左右されることもある。
動脈圧を決定するのに用いられている別の先行技術のシステムは、「ダイナマップ（Dinamap）」（間接非侵襲性平均動脈圧用装置）という自動振動測定装置である。この装置は、「動脈圧モニタリング：自動振動測定装置（Arterial Pressure Monitoring：Automated Oscillometric Devices）」（エム．ラムジー  スリー（M．Ramsey III)，臨床モニタリングジャーナル（Journal of Clinical Monitoring），第７巻第１号，１９９１年１月，５６〜６７頁）と題した文献に記載されている。このシステムは外圧を動脈に加えるのにカフを用いる。カフ圧は、収縮期血圧よりも高いと思われる圧から拡張期血圧よりも低いと思われる圧への増分で段階状にする。動脈容積の表示はシステムでモニタする。例えば、動脈容積が多い場合はカフ圧がさらに大きくなるので、カフに取り付けた圧力変換器が動脈容積を測定する。動脈の血圧の平均値が外部のカフ圧とほぼ同じである場合、容積の表示のばらつきは最も大きな振幅をもつ。このようにして、平均動脈圧の表示を行なう。この先行技術のシステムで生じる欠点は、動脈圧の情報を得る時間がかなりかかるということである。血圧を決定するのに必要なデータを得るには多くの心周期が必要となる。
別のシステムが、「人指での拡張期動脈圧間接測定の振動技術（Vibration Technique for Indirect Mesurement of Diastolic Arterial Pressure in Human Fingers）」（シマズ等，計測時医療生化学工学（Medical and Biological Engineering in Computing），１９９９年３月，第２７巻，１３０〜１３６頁）に記載されている。この文献には拡張期血圧を得るための方法が記載されており、これはダイナマップで用いる振動測定技術とやや類似したものである。シマズ等のシステムでは、小さな振動をカフ圧にのせる。体積変動測定器（plethysmograph）を用いて動脈容積の容積表示を得る。体積変動測定器からの出力は、拍動要素にかけた高周波要素を示す。カフ圧は、ダイナマップシステムと同じ方法で傾斜もしくは段階状にする。カフ圧が拡張期血圧とほぼ等しい場合の心周期では、容積表示の高周波要素の振幅は他の周期の拡張期間よりもその周期の拡張期間でのほうが大きくなる。このようにして、拡張期血圧を決定することが可能となる。ダイナマップシステムのように、シマズ等のシステムは比較的速度が遅い。１つの血圧値を決定するには多くの心周期が必要であるためである。
別の先行技術のシステムがペネズ（Penaz）の米国特許第４，８６９，２６１号に記載されている。ペネズには、血管アンロード（unloading）システムが記載されている。血管アンロードシステムとは、外部からかけた圧が常に動脈の血圧に等しくなるようにするものである。これらのシステムで体積変動測定器やフィードバックループを用いて、外圧を調整し動脈圧の状態を記録する。このシステムの欠点は、外圧が動脈圧の状態を記録するときに、平均的にかける圧力が比較的高いことである。このため、ペネズに記載されているシステムは、使用するさいに不快感もしくは痛みを伴うこともある。さらに、血管アンロードシステムは、ＤＣオフセットにより実際の動脈圧から離れた圧力信号を発生する傾向がある。
パルチ（Palti）の米国特許第４，６６０，５４４号とスラメク（Sramek）の米国特許第４，３４３，３１４号のシステムは、超高速の傾斜外圧を使用している。これらのシステムの欠点は、必要とされる超高速の傾斜外圧を発生させることが実用的でないことである。実際、カフを膨らませたり萎ませるのに必要な時間の期間が比較的に長いため、外圧をかけるためにカフを使うことが困難になることもある。さらに、すばやく外圧を上下させるのも不快感を与える場合がある。
したがって、測定に長時間かけずもしくは高い圧力をかけない血圧を得るための方法および装置を提供することが望まれる。
発明の要約
本発明は、特定の時間で血圧値をすばやく決定するための方法および装置に関する。外圧は、動脈がある範囲の経壁圧を受けるように、動脈に加える。また、外圧は、周知のイベント（event）もしくはマーカ（marker）が測定期間中に生じるように設定する。測定期間は短期間で、通常１回の心周期もしくは数回の心周期である。イベント時の外圧の値により、イベント時かもしくは別の心周期のより早いもしくは遅い時に関する動脈圧の計算ができる。
経壁圧の範囲を心周期内にすることで、経壁圧はペネズ特許の装置にあるように零にクランプされない。１つの実施例において、経壁圧の範囲は主に動脈圧の変化によるものである。
検出されるイベントもしくはマーカの例は、零にほぼ等しい経壁圧かもしくは動脈の開口か閉口の動脈圧縮率曲線のピークを含む。使用可能な他のマーカは、伝播圧力波の減衰時の圧依存変化，周波数依存効果（すなわち、伝播波対周波数もしくは圧縮率対周波数関係の減衰レベル），圧縮率対減衰関係の変化，動脈もしくは人体の他の部位の粘弾性特性の変化，もしくは動脈を通る血流の変化を含む。
本発明のいくつかの好適な実施例では、マーカとして動脈の圧縮率のピークを用いる。定義により、ピークは動脈の圧−容積関係の傾斜が最も大きくなる経壁圧（もしくは動脈壁を通る圧）である。圧−容積関係とは、動脈壁の圧と動脈管腔の容積との関係である。圧縮率でのピークが示すものは、経壁圧の変化が生じると、他のいずれの経壁圧よりもその経壁圧での動脈容積の変化が激しいということである。動脈壁が少なくともこの圧での圧迫量であるので、このピークは零の経壁圧で生じると思われている。
圧縮率のピークは経壁圧が零のところではなく、むしろ経壁圧が零に近いところで生じることもありうる。このような僅かな変動は、動脈のサイズ，疾病箇所の存在，年齢，性別等を含む多数の因子が原因となることがある。本発明のシステムは、圧縮率のピークが経壁圧が零のときに生じるとする場合に、比較的に正確な血圧値を出すことができる。圧縮率がピークのときの経壁圧に大きなばらつきが生じる場合、適切な補償因子を測定圧に追加すれば、本発明は変わらず適切に機能する。
イベント（すなわち、経壁圧がほぼ零）が起こる時間を用いて、特定の時間での動脈の血圧を表示する。例えば、経壁圧が時間Ｔ1で零であれば、時間Ｔ1と次もしくは前の心周期にあるＴ1と同じ位置の異なる時間かもしくはそのどちらかで動脈圧はカフ圧と等しいとシステムが認知する。
単一の心周期ほどの短い周期内で、ある一定の時間で血圧を決定するのに必要なデータを得ることができる。これは、ダイナマップやシマズのシステムに必要な多くの周期よりもかなり速いものである。
ある一定時間の血圧の情報を使って、動脈圧力計，圧力波速度測定システム，もしくは血管アンロード装置からの信号等の血圧の信号を較正することも可能である。その代わりとして、特に本発明が血圧をこのようにすばやく決定することが可能であることから、ある状況下でのあらゆる血圧はそれだけで役に立つこともある。
本発明において、外からかける圧の変化を大きくする必要はない。このため、外圧の制御は容易である。例えば、空気や水等の流体で膨らませるカフで外圧を加圧して一定の容積にすることができる。このようにして、外圧は実質的に一定になる。
本発明のいくつかの実施例では、零にほぼ近い経壁圧で圧縮率対圧曲線のピークがあるという事実を用いる。つまり、零にほぼ近い経壁圧では、僅かな動脈圧の変化で動脈容積が大幅に変化することがあるということである。これらの実施例では、収縮期血圧と拡張期血圧間で外圧を用いることが好ましい。この外圧は、ダイナマップやペネズのシステムで用いるピーク外圧よりも低くすることもできる。
この関係を用いるある実施例では、動脈圧依存信号と動脈容積依存信号を用いて、容積表示対圧表示の曲線を作る。これらの実施例を圧／容積実施例と呼ぶ。この曲線の傾きの最大値は、経壁圧が零にほぼ等しいところである。また、その曲線を多項式に当てはめることもできる。多項式の導関数を求めて、圧縮率に関する式を出す。この圧縮率の式の最大値は、経壁圧がほぼ零と等しいところである。つまり、動脈圧依存信号が圧縮率に関する値が最大値をとるような値をもつ場合、動脈圧は外からかけた圧にほぼ等しいものであるということである。システムが異なる時間で圧依存信号を認知しているので、経壁圧が零にほぼ等しい時間を得ることができる。
これらの実施例はまた、実際の動脈圧や動脈容積に圧依存信号や容積依存信号の非線形の依存性がある場合でも、動作可能である。これは、本発明の実施例では、曲線変化の最大値や傾きの最大値のみを決定すればよいためである。
使用可能な動脈圧依存信号の例は、圧力計か他の圧力センサ，もしくは動脈の波伝播速度を測定するシステムを含む。圧力波速度は、動脈圧と単調関係である。また、血管アンロード装置からの圧信号は圧依存信号として使える。
容積依存信号は体積変動測定器から得ることが可能である。また、容積依存信号は、外圧を供給するために使用するカフに接続した圧力変換器から得ることが可能である。動脈容積が増加すると、カフ内の圧も増加する。動脈容積が減少すると、カフ内の圧が減少する。
本発明の別の実施例では、励振器（exciter）を用いて高周波圧信号を血圧もしくは外圧にのせる。次いで、このシステムは容積関連信号を確認して、経壁圧が零になる時を表示する。入力信号の周波数は拍動要素よりも高いものである。拍動要素の周波数は一般的に比較的低いものである。容積関連信号は、容積関連信号の周波数出力を高くするために、フィルタがけすることも可能である。この高周波信号のうち最も振幅が大きいところが、経壁圧が零の周期点である。経壁圧が零の心周期内での時間を、励振器信号の周波数に依存する精度で得ることができる。体積変動測定器などの容積関連信号を高域通過フィルタでフィルタがけして高周波要素を得る。
別の実施例では、システム確認のアプローチを用いる。例えば、外圧カフの容積に一定の振動をもたせると、動脈の容積を変化させることが可能となる。圧表示信号をフィルタがけして高周波要素を得ることができる。この圧変化の高周波要素の振幅が最小になるときは、圧縮率が最大のときである。他の代替実施例もまた可能である。
さらなる別の実施例は、動脈の開口もしくは閉口に関するものである。動脈の開口および閉口は、通常、ある一定の経壁圧で生じるものである。外圧をかけた動脈に向けて高周波圧信号を送ることが可能である。動脈が閉じている場合、信号は遮断され反射されるかもしくはそのどちらかである。つまり、心周期内で動脈が開閉する時間を得ることができるように外圧の設定を行なう。
別の実施例では、粘性に関する臨界値を用いる。圧力波速度測定システムを用いて、粘性に関する圧信号の減衰を表示することが可能である。粘性の臨界値を使って、圧信号の減衰を観察して動脈圧を得ることができる。
別の実施例では、イベントは、骨，皮膚，筋肉，腱等の動脈以外の組織を伝播する圧力波で確認できる。このシステムでは、動脈以外の通路を進む検出した圧力波信号の部分に伝達関数を計算する。マーカは、伝播圧の位相，振幅や周波数間の関係の変化で得られる。本発明の別の実施例では、高調波の存在を用いて、動脈圧がある一定の値をとるある特定の時間を決定する。動脈容積−経壁圧曲線等の非線形の伝達関数では、高調波を発生することがある。つまり、検出器が多数の入力励振器周波数である周波数に設定した帯域フィルタを用いると、経壁圧が零である等の臨界経壁圧に関する情報を与える信号が発生する。
さらに、ある特定の経壁圧でマーカを発生させて血流を操作できる。例えば、動脈部分でのピーク時の流体速度は動脈の端部の圧縮率が下がれば速くなる。動脈端部の圧縮率を外圧を加えて変化させ、経壁圧が零のところで最大値をとる。経壁圧を操作して、動脈部分から離れた位置に直接流量計を置けば他の変化も測定できる。血流はドプラ流量計で測定できる。
【図面の簡単な説明】
本発明の前記および他の特徴や態様は、添付の図面とともに以下の詳細な記載を参照してより明らかとなる。
図１は、本発明の装置の図である。
図２は、本発明の方法を説明する流れ図である。
図３は、同時測定システムでの本発明の使用を説明する図である。
図４は、連続測定システムで用いる本発明の方法を説明する図である。
図５は、圧表示信号を発生するために圧力計を、そして体積表示信号を発生するために体積変動測定器を用いる本発明実施例を説明するものである。
図６Ａ〜Ｄは、図５に示す本発明の実施例の動作を示すグラフである。
図７は、図５の実施例で用いるプロセッサの動作を示す流れ図である。
図８は、外部からの信号を用い、そして体積変動測定器を使って動脈の容積関連信号を得る本発明の装置の図である。
図９は、動脈の容積表示信号を得るためにカフに取り付けた励振器や圧変換器を用いる本発明の装置の図である。
図１０は、断面領域もしくは容積と経壁圧との間の関係を示すグラフである。
図１１Ａ〜Ｃは、図８もしくは図９の実施例の動作を示すグラフである。
図１２は、図８のプロセッサの動作を示す流れ図である。
図１３は、カフへの一定容積の高周波入力を用いる本発明の実施例を示す図である。
図１４は、断面領域もしくは容積の経壁圧に対する依存関係を示すグラフである。
図１５Ａ〜Ｄは、図１３の装置の動作を示すグラフである。
図１６は、図１３で使用するプロセッサの動作を示す流れ図である。
図１７は、本発明の実施例を示す図であり、速度決定の動作用に外圧をかけたカフの下に置いた励振器と検出器を用いて速度依存測定を行なう。
図１８は、圧力波の伝播速度対動脈の経壁圧の図である。
図１９Ａ〜Ｂは、図１７の実施例を示すグラフである。
図２０は、図１７のプロセッサの動作を示す流れ図である。
図２１は、本発明の実施例を説明するもので、外圧をかけたカフの外側で圧関連信号を得るために圧力波速度を決定し、外圧をかけたカフの内側で体積変動測定器で容積関連信号を得る。
図２２Ａ〜Ｄは、図２１の実施例の動作を示す図である。
図２３は、動脈が開閉しているときを決定するために動作する本発明の実施例を示す図である。
図２４Ａ〜Ｃは、図２３の実施例の動作を示すグラフである。
図２５は、動脈が開閉しているときを決定するために動作する本発明の代替実施例を示す図である。
図２６Ａ〜Ｂは、図２５の実施例の動作を示すグラフである。
図２７は、２つの異なる外圧を用いて２つの異なる心周期で動脈の容積表示信号を得るために体積変動測定器を用いる本発明の装置の図である。
図２８は、容積と経壁圧の関係を示すグラフである。
図２９Ａ〜Ｃは、図２７の実施例の動作を示すグラフである。
好適な実施例の詳細な説明
図１は、本発明の装置３０の図である。この実施例では、外圧付与器３２を用いて、人体３４の一部にある動脈３４ａに外圧をかける。また、動脈３４ａの下側に骨３４ｂを示す。例えば、外圧付与器は、クリチコン（Critikon）から入手可能なドュラカフ（Duracuff）等のカフである。外圧を制御する他の付与器も使用可能である。検出器３６は生理信号を検出するために用いることができる。以下に記載するいくつかの実施例では、検出器３６は、動脈圧表示信号もしくは動脈容積表示信号を得るために使用する。
任意に、励振器３８は、検出器３６で検出される動脈に誘導する高周波摂動を発生するのに用いる。検出器３６の出力はフィルタがけすることもある。検出器３６は、図に示すように、位置Ａ，ＢもしくはＣに配置することができる。
プロセッサ４０は、この検出器もしくは複数の検出器で得たデータを分析するのに用いる。例えば、プロセッサは、アナログ信号を獲得するための適切なハードウェアを備えたコンピュータであり、例えば、アナログ・ディジタル変換器を備えたＩＢＭのＰＣである。その代わりとして、専用プロセッサも使用可能である。
図２は、本発明の方法を示す流れ図である。ステップ４２では、外圧を動脈にかけ、この外圧は動脈が心周期内である範囲の経壁圧を受けるようにするものである。心周期内にある範囲の経壁圧をかけることで、ペネズ特許のシステムのいくかの欠点を解消できるようになる。いくつかの実施例において、ある範囲の経壁圧は、実質的に一定の外圧を動脈部分にかけることで発生させる。
ステップ４４〜４６は、プロセッサ４０で行なうことが好ましい。ステップ４４では、前記経壁圧の範囲内にある経壁圧で生じるイベントを確認し、このイベントは第１の時間に関するものである。例えば、経壁圧が零に等しく動脈圧縮率曲線のピークになることがある。また、イベントは動脈の閉口もしくは開口となることがある。いくつかの実施例では、測定期間外からのデータを必要とせずに時間を決定する。
特定の実施例に関して以下に記載するように、このステップは様々な方法で実行することができる。例えば、圧表示信号や容積表示信号からのデータを用いて経壁圧が零になる時を表示する曲線を作ったり、励振器信号要素を用いて、経壁圧が零である心周期内の時を表示することができる。
ステップ４６では、動脈圧は特定の時間で決定される。この特定の時間は、確認されたイベントの時でもあり、また別の時ともなりえる。例えば、イベントの時を拡張期血圧からの心周期時間のパーセンテージという点から測定するこもができる。したがって、測定期間外の別の時間で、拡張期血圧からの心周期の同じパーセンテージである特定の時間で動脈圧が決定値であることを決定することができる。
図３および４は、圧追跡信号を較正するために、本発明で発生した動脈圧表示を用いる別の方法を説明する流れ図である。図３の同時測定システムでは、ステップ５２で外圧をかけ、ステップ５４でマーカイベントを測定すると同時に、ステップ５６で圧追跡信号を決定する。例えば、圧追跡信号は、圧力計からの信号，圧力波速度が圧力と線形関係の圧力波速度決定，もしくは血管アンロード装置からの信号である。ステップ５８では、圧マーカ，すなわちある時点での血圧を表示して圧追跡信号を較正することができる。図４の連続測定システムでは、ステップ６０で圧追跡信号を記録し、ステップ６２で外圧をかけ、ステップ６４で測定したイベントを決定する。ステップ６６とステップ６８で圧追跡信号を再度記録した後に、圧マーカを用いて圧追跡信号を較正することができる。図４に記載したように、連続測定はマーカイベントを決定するために外圧をかけることで正確な圧追跡信号を防ぐシステムでは利点となる。
較正する圧信号は、動脈圧力計，圧力波速度測定システム，もしくは血管アンロードシステムからのものがある。
図５は、圧表示信号を発生させる圧力計７２と動脈容積表示信号を発生させる体積変動測定器７５を用いる装置７０の図である。圧力計７２は動脈圧を表示するが、圧力計自体が通常あまり正確なものではない。圧力計の読み取りは、動脈やその下にある骨に対する配置に左右されるからである。そのため、実動脈圧を発生するために、圧力計の読み取りを正確に行なうことができない。圧変換器７６で示しているように、カフエンジン７４を用いて望ましい圧にカフを膨らませることができる。カフ圧は望ましい圧まで膨らませる。
好適な実施例において、カフ７８を膨らませて、望ましいイベントが各周期中に少なくとも一度起こるように外圧を発生させる。確認した望ましいイベントの経壁圧が零ならば、外圧は収縮期血圧と拡張期血圧の間の値で維持される。そのような外圧は比較的予測しやすい。さらに、外からかける圧を異なる心周期に軽減して、拡張期と収縮期間の血圧を見つけることができる。
体積変動測定器は、動脈から検出器へ光を照射する発光ダイオード（ＬＥＤ）や他の光源を用いる装置などの光学体積変動測定器の場合もある。動脈容積が変化すると、動脈を通る光の伝達が変わり、動脈容積表示信号が発生する。また、体積変動測定器は、インピーダンス体積変動測定器の場合もある。インピーダンス体積変動測定器は、検出した信号が動脈容積を表示するように、動脈を介して電気信号を送る。さらに、ピエゾ電気体積変動測定器，圧もしくは容積変換器，もしくはひずみゲージを使用することができる。
図６Ａ〜Ｄには、図５の装置７０の動作が示されている。図６Ａは、圧力計からの圧表示信号である。図６Ｂは、体積変動測定器からの容積表示信号を示している。これらの信号を用いて、図６Ｃに示されている容積対圧の曲線を得ることができる。プロセッサは、測定圧を同時に発生する測定容積と関連づける。例えば、測定圧Ｐaは測定容積Ｖaと同じ時間Ｔaで生じ、そして測定圧Ｐbは測定容積Ｖbと同じ時間Ｔbで生じる。そのような測定圧／測定容積の対から図６Ｃのようなグラフを得ることができる。このグラフでは、測定容積対測定圧の変化の割合が最も大きいところは、時間Ｔxに対応する圧Ｐxとなる。動脈容積対動脈圧の変化の割合が最も大きいところは、経壁圧が零に等しいところである。したがって、経壁圧は時間Ｔxで零に等しくなり、動脈圧はこの時間で付与した外圧と等しくなる。
また、図６Ａのグラフを多項式とその導関数に当てはめることができる。図６Ｄは、導関数で得た圧縮率対測定圧のグラフである。圧縮率の式が最大値をとるのは、圧Ｐx（時間Ｔxに対応）のところで、経壁圧が零に等しいところである。
したがって、本発明により、単一の心周期程の短さで得たデータから動脈圧を表示することが可能となる。この動脈圧の表示は、収縮期および拡張期血圧である必要はない。この動脈圧の表示を用いて、圧表示信号を測定することもできる。
図６Ａを再度参照すると、圧力計がスケール係数Ｃ1およびオフセット係数Ｃ2により実圧値から離れていると仮定する。等式は以下のようになる。
実動脈圧＝Ｃ1測定圧＋Ｃ2
圧力計は、異なるカフ圧で得られる実圧の２つの確定数で測定することができる。例えば、時間Ｔxのところを仮定すると、実圧ＲＰxはカフ圧ＣＰxと等しく測定圧はＭＰxであり、また、時間Ｔyでは実圧ＲＰyはカフ圧ＣＰyと等しく測定圧はＭＰyであり、そのとき
0003957758.tif 000002
また、プロセッサは他の既知のアルゴリズムを使って動脈圧表示信号を計ることもある。
血管アンロードシステムを使う場合、本発明の方法を用いて正確なＤＣオフセットを提供することができる。
図５と６に関して記載したものと同様の方法で動作するシステムを、図２１と２２に関して以下に記載する。図２１と２２では、圧力波速度信号を用いて動脈圧を表示する。
図７は、図５のプロセッサ８０の動作を示す流れ図である。ステップ９０では、圧力計，体積変動測定器および時間を標本抽出する。時間はクロック信号からの時間であることもある。ステップ９２では、対に並べた抽出容積と抽出圧で図６Ｃに示したような測定容積対測定圧のグラフを作ることができる。ステップ９４では、グラフを圧に対して容積をだす多項式に調整する。このようなグラフの多項式調整は公知のデータ処理技術である。ステップ９５では、多項式の導関数を導く。多項式から導関数を導くことは公知のことである。導関数により測定圧に関する圧縮率の表示が得られる。ステップ９６では、圧縮率の最大値を用いて経壁圧が零の測定圧を得る。つまり、動脈血圧は外からかけた圧に等しいということである。最大値の測定圧に対応する時間を得る。任意のステップ９８では、時間と圧の読み取りを用いて、圧力計の出力を較正する。これは、圧力計の全ての読み取りを乗算し定数を出して行なう。
図８は、励振器１０２を用いる励振器システム１００を示しており、体積変動測定器１０４で検出する誘導高周波信号を発生する。１つの実施例では、体積変動測定器は容積を表示し、これを高域通過フィルタ１０６でフィルタがけして励振器１０２で誘導した高周波要素を分離する。この高周波表示をプロセッサ８０に送る。好適な実施例において、４０ヘルツの発振器１０８を用いて励振器１０２を制御する電気信号を発生させて、４０ヘルツの圧力波信号を血圧にかける。２５ヘルツの高城通過フィルタ１０６は、励振器からの４０ヘルツの要素を通過させるが、多くの低周波の拍動要素をフィルタがけして取り除く。励振器は、振動電気入力をもつ小型スピーカの場合もある。１つの実施例において、励振器および検出器を同じ位置に配置することもある。
図９は、圧変換器を用いて容積表示信号を発生する装置１１０の図である。この容積表示信号を高城通過フィルタ１０６でフィルタがけして、プロセッサ８０に送る。
図１０は、断面領域対経壁圧のグラフである。一定の高周波圧要素を異なるベースラインの圧にかける場合、容積表示信号の高周波出力は、図１０に示すように、経壁圧が零の付近で最も大きくなる。
図１１Ａ〜Ｃは、図８および９の装置の動作を示すグラフである。図１１Ａは、高周波要素をのせた動脈の血圧のグラフである。本発明でのすべての動脈圧のグラフと同様に、このグラフも明確に示すために単純化したものである。図１１Ｂは、フィルタがけした体積変動測定器信号もしくはフィルタがけした圧変換器信号で得た断面領域のフィルタがけした高周波要素を示すグラフである。図１１Ｃは、容器もしくは断面領域表示信号の高周波要素の振幅を示している。ここで、血圧がカフ圧に等しい（経壁圧がほぼ零）点で振幅が最大となっていることに留意されたい。
また、カフ圧を変えることで拡張期もしくは収縮期血圧が得られることに留意されたい。カフ圧を拡張期血圧まで緩めると、ピークＡはピークＢになる。カフ圧を収縮期血圧まで加圧すると、ピークＢはピークＣになる。
さらに、カフ圧が収縮期よりも大きいかもしくは拡張期よりも小さい場合、高周波要素の振幅は、零付近の経壁圧と関連するピークをもたないより小さくより一定のものになる。したがって、本発明のシステムを複数回反復させて、カフ圧が収縮期および拡張期の間に確実にあるようにする。
図１２は、図８のプロセッサ８０の動作を示す流れ図である。ステップ１１２では、高周波要素を励振器で血圧信号に誘導する。ステップ１１４では、断面領域の信号表示を体積変動測定器で行なう。ステップ１１６では、拍動周波要素をフィルタがけして取り除く高域通過フィルタでこの信号をフィルタがけする。ステップ１１８では、フィルタがけした信号をアナログ・ディジタル変換器で抽出して、プロセッサへ送る。または、ステップ１２０で体積変動測定器信号自体を抽出して、ステップ１２２でこの抽出した信号をプロセッサ内でフィルタがけして拍動要素を取り除く。ステップ１２４では、フィルタ信号の振幅が最大である時間を決定する。この時間の経壁圧は零である。したがって、この時間の動脈圧は外圧に等しいものである。
別の実施例では、システム確認のアプローチを用いる。通常、システム確認では、システムに摂動を起こして反応を測定する。例えば、圧縮率は、圧もしくは容積摂動のいずれかで動脈を摂動させ、その容積もしくは圧の反応を記録することで直接調べることができる。
これを行なう１つの方法は、一定の振幅をもつ高周波容積の摂動を与え、そこから生じる圧の反応を記録することである。そのようなアプローチの例を図１３に関して以下に記載する。図１３は、装置１２８を用いてカフ容積に僅かな一定の振幅変化を起こす装置１２６を示す図である。装置１２８により誘導した容積が変化するため、カフの容積には少量の変動がある。好適な実施例において、標準の振動測定カフ７８を部分的に改造して一定の容積摂動を与える。この改造は装置１２８からなるもので、スピーカの振動板がカフの外壁となるようにカフに取り付けたピエゾ電気スピーカ（図示せず）からなるものが好ましい。スピーカの振動板が動くとカフの容積が変わる。カフ７８の変位を加速度計（図示せず）で感知し、この加速度計はフィードバック回路で用いるもので、振動板の変位を制御してカフ内の圧が変化しても確実にそれを一定にする。また、装置１２８は回転盤（図示せず）に取り付けたピストン（図示せず）の場合もあり、カフ７８の容積を一定に変化させる。
カフ７８はカフエンジン７４で膨らませ、このカフエンジンは、カフを所定の圧に膨らませて、弁（図示せず）を閉じカフ容積を密封することができるものである。カフエンジン７４と弁は直列ケーブルでプロセッサ８０に接続する。これにより、プロセッサ８０はカフ７８の膨らみや弁の閉口を制御できる。
カフ７８内の圧は、カフ内に搭載したマイクロスイッチモデルナンバー１４２ＰＣ１５Ｇ等の圧変換器７６で送る。アナログ波形を捕捉して数理的計算を実行できるプロセッサ８０を用いて、信号を記録し処理する。プロセッサ８０は、別にアナログ・ディジタルハードウェアを備えた汎用コンピュータの場合もあり、または特注のプロセッサの場合もある。
装置は以下のように動作する。カフ７８を患者の腕の周りに巻き、ベルクロTM（VelcroTM）ストラップで固定する。プロセッサ８０は信号をカフエンジン７４に送信して、収縮器と拡張器血圧の間のある値までカフ７８を膨らませる。望ましいＤＣカフ圧は、較正した伝播速度の予想値から、以前の血圧測定器である圧力計もしくは血管アンロードシステムで決定でき、また本発明を用いて圧力の連続測定を反復して決定できる。この時点でピエゾ電気スピーカを作動させて、一定振幅の容積摂動を与える。この摂動は通常、約２５ヘルツの正弦振動であるが、様々な波形をとることもある。記録した圧信号の振幅はカフの圧縮率に依存する。この圧縮率は、腕がカフの片側を支持しているため、腕の圧縮率でほぼ決定されるものである。腕の圧縮率の一部は動脈の圧縮率で決定される。したがって、カフ内の圧の一部は動脈の圧縮率で決定されることになる。動脈の圧縮率が最小のとき、圧の振動は最小になる。プロセッサ８０は、少なくとも１回の心周期でカフに２５ヘルツの圧振動を記録する。次いで、プロセッサ８０は、時間関数としてこの圧振動の振幅を計算する。これは様々な方法で実行でき、そのうち最も簡単な方法は、各周期に対してピークからピークまでの振幅を計算することである（これは、４ミリ秒期間での圧信号の最小および最大値間の差である）。圧信号が最小の時は、圧縮率が最大の時であり、したがって、ＤＣカフ圧がほぼかけた圧に等しい時を表している。
圧縮率を計るこのシステム確認アプローチは多数の方法で達成可能であることを留意されたい。この実施例では、容積を振動させてそこからの圧を記録する。当然、圧を摂動もしくは振動させ、圧縮率のピークを見つけるために動脈容積の振動の反応を測定することは可能である。さらに、この実施例で示すように、通常、摂動信号を制御する必要はない。通常、摂動振幅を測定して入力反応に対する出力反応の割合を求めれば十分である。また、入力と出力との間の関係を単純な振幅率で記載する必要はないが、相対位相は複合伝達関数，自動回帰移動平均（ＡＲＭＡ）モデル，もしくは他の数理的な記載等のより複雑な数理的記載で説明できることに留意されたい。
図１４は断面領域対経壁圧の図である。注意する点は、断面領域信号入力の一定振幅をもつ高周波要素が、ベースライン経壁圧が零のところにあるとき最も小さな高周波要素圧の信号出力を発生することである。この事実を図１３の実施例の動作に用いる。
図１５Ａ〜Ｄは図１３の実施例の動作を示すものである。図１５Ａはカフの容積変化を示す高周波容積信号を示している。図１５Ｂは血圧を示している。図１５Ｃは高周波要素をかけたものを示したカフ圧を示している。図１５Ｄは、フィルタがけした高周波圧変換器信号である。この図が示すものは、この信号の振幅が最も小さいところは血圧が経壁圧に等しい点であるということである。
図１６は、図１３に示した装置の動作方法を示している。ステップ１３０では、外圧を動脈に発生させるために用いるカフの容積に高周波要素を誘導する。ステップ１３２では、カフの圧を表示する圧変換器から信号を発生させる。ステップ１３４では、この信号を高域通過フィルタでフィルタがけして信号の一定の拍動要素を取り出す。ステップ１３６では、このフィルタがけした信号をアナログ・ディジタル変換器（図示せず）で抽出してプロセッサに送信する。代わりに、圧変換器信号をステップ１３８で抽出してプロセッサに送信する場合もある。ステップ１４０で、プロセッサは抽出信号の一定の拍動要素をフィルタがけして取り出す。ステップ１４２では、フィルタがけした信号の振幅が最小の時を決定する。この時経壁圧は零である。
他のシステム確認の実施例が本発明で使用可能であることは当業者も認識するところである。例えば、上述したシステムは容積摂動に対する圧反応を測定するが、圧摂動をもち容積反応を測定することも可能である。さらに、摂動は制御したり一定に保つ必要はない。ほとんどの場合、摂動を測定することで十分である。
図１７と２１は、圧力波速度測定システムを用いる実施例を示す図である。図１７において、装置１４４は励振器１４６と検出器１４８からなり動脈に沿って高周波圧振動の速度を測定する測定器をもつ。システムはまた、外圧を動脈にかけるカフ７８と，カフ７８を所定の圧に膨らませるカフエンジン７４と，そしてカフエンジン７４を制御して速度信号を獲得し処理するプロセッサ８０を含む。
伝播速度測定器は、動脈に沿って高周波圧振動の伝播速度を測定する。励振器１４６で動脈のある点に圧振動を誘導し、検出器１４８により動脈の別の点で伝播した圧振動を感知する。励振器１４６と検出器１４８間の距離と励振および検出点間の位相差から伝播速度を計算する。伝播速度は動脈圧に関係する。この測定器は、以下で参照する米国特許出願第０８／２２８，２１３号およびその一部継続特許出願第０８／５６１，９２３号および出願第０８／５５６，５４７号により詳細に記載されている。速度測定システムは、１００〜１０００ヘルツの範囲の様々な振動周波数で動作可能である。
好適な実施例では、伝播速度システムを患者の前腕に置く。検出器１４８は橈骨茎状突起の橈骨動脈上に置く。励振器１４６は、検出器１４８から約５ｃｍ程の近い位置に置き、同様に橈骨動脈上に位置させる。カフ７８を患者の腕に巻き、速度測定システムの励振器１４６と検出器を覆う。その代わりに、カフ７８を励振器１４６と検出器１４８の間に設けることもできる。
動脈圧縮率が上がるにつれて速度が下がるため、高周波圧振動の伝播速度は動脈圧縮率と逆数の関係となる。動脈圧縮率が経壁圧がほぼ零のところでピークになるので、伝播速度はこの経壁圧で最小の値をとる。
測定器は以下のように動作する。カフエンジン７４に収縮器および拡張器血圧間の所定の血圧に膨らませるように、プロセッサはカフエンジン７４に信号を送信する。このＤＣカフ圧は、較正した伝播速度の予想値から、以前の血圧測定器である圧力計もしくは血管アンロードシステムで決定でき、また本発明を用いて圧力の連続測定を反復して決定できる。次いで、プロセッサは少なくとも１回の心周期中に伝播速度測定システムからの信号を記録する。その後、プロセッサは速度が最小となる心周期中の時を決定する。この最小速度をとる時は、付与圧が動脈圧にほぼ等しい時である。これが決定されるとカフ７８を萎ませる。
図１８は、動脈対経壁圧の伝播波速度を示している。この曲線は経壁圧がほぼ零のところで最小値をとる。つまり、伝播波の出力速度は、経壁圧が零に等しい時に最小値をとるということである。
図１９Ａおよび１９Ｂは、図１７の装置の動作を示すグラフである。これらのグラフに示しているように、動脈圧が外圧に等しいとき、伝播速度は最小値をとる。
図２０は、図１７の装置の使用を説明する流れ図である。ステップ１５２では、励振器と検出器１４８を使って動脈を通る圧力波の速度表示を行なう。ステップ１５４では、収縮期および拡張期血圧間にある外圧をかける。ステップ１５６では、速度測定の最小値を用いて経壁圧が零に等しい時を得る。
図２１は、外圧カフの下に設置していない励振器１６０と検出器１６２を用いる装置１５８を示す図である。このシステムは圧／容積の実施例である。これらの圧／容積実施例では２つの信号が必要であり、１つは動脈圧に関するもので、もう１つは動脈容積に関するものである。容積測定は外圧をかける領域で行なうものである。外圧は収縮期および拡張期血圧内のものである。圧／容積実施例の別の例は、図５〜７に関して上述している。
好適な実施例において、カフ７８は、クリチコンのダイナマップ製品で提供されたような標準振動測定用カフである。カフエンジン７４は、３００ｍｍＨｇの圧までカフを膨らませることができ、圧変換器７６は３００ｍｍＨｇまでの範囲をもつもので、０．１ｍｍＨｇほどの僅かな圧変化を測定できる十分な感度を備えているものである。プロセッサ８０はアナログ波形を捕捉して数理的計算を実行できるものである。
カフエンジン７４は、プロセッサ８０の制御下にあるものが好ましく、カフ７８の容積を一定にできるようにカフ７８を密封可能な弁（図示せず）をもつ。この弁（図示せず）もプロセッサ８０の制御下にあるものである。
プロセッサ８０は、ナショナル・インスツルメンツＭＩＯ−１６制御盤などの多機能入出力制御盤を備えたＩＢＭのＰＣなどの汎用コンピュータである場合もある。その代わりに、特注のマイクロプロセッサを使用することもできる。カフエンジンへの通信は、プロセッサとカフエンジンとの間の直列接続で行なうことができる。
伝播速度測定器は、動脈に沿って高周波圧の振動の伝播速度を測定する。圧振動は動脈の一部で励振器１６０で誘導され、伝播圧振動は動脈に沿って別の点で検出器１６２により感知される。伝播速度は、励振器１６０と検出器１６２間の距離と励振および検出点間の位相差から計算する。
圧力波速度測定システムは、「血圧を決定するために誘導摂動を測定するための装置および方法（Apparatus and Method for Measuring an Induced Perturbation to Determine Blood Pressure）」（国際公開第ＷＯ９５／２８１２６号に対応）と題した米国特許出願第０８／２２８，２１３号，および「生理パラメータを決定するために誘導摂動を測定するための装置および方法（Apparatus and Method for Measuring an Induced Perturbation to Determine a Physiological Parameter）」と題する前記特許出願の一部継続特許出願第０８／５６１，９２３号により詳細に記載されており、それらは参照によりここに合体される。これらのシステムは、粘性情報としても得ることができる振幅表示を備えることもある。
好適な実施例では、速度測定システムを前腕の橈骨動脈上に設ける場合がある。カフを励振器から少し離れた位置の手首の周りに巻く。
この実施例は以下のように動作する。プロセッサはカフエンジンに信号を送信して、収縮期と拡張期血圧間のある値までカフを膨らませる。このＤＣカフ圧は、較正した伝播速度の予想値から、以前の血圧測定器である圧力計もしくは血管アンロードシステムで決定でき、また本発明を用いて圧力の連続測定を反復して決定できる。カフ圧が一旦確定されると、カフエンジンはカフ内の空気量を一定にしてカフを密封する弁を閉じる。
カフ容積が固定されると、カフ内の圧は動脈容積に関連する小さな拍動要素をもつようになる。拍動要素を残したままカフ圧のＤＣ要素をプロセッサで除去することができる。この拍動要素は動脈容積に関連するものである。
プロセッサは、カフ圧の拍動部分と伝播速度を同時に記録する。これらの２つの信号は、容積表示信号と圧表示信号に対応するものである。次いで、プロセッサは、連続した対の測定間の差を取ることで容積および圧表示信号間の関係の勾配を決定する。この勾配は圧縮率と関連しており、以下で規定される。
0003957758.tif 000003
ここで、Ｖ（ｋ）は標本ｋでの容積表示信号であり、Ｐ（ｋ）は標本ｋでの圧表示信号である。
この数値がピークに達する時は、付与した圧が動脈圧とほぼ等しくなる時である。圧縮率のピークが分かると、カフ圧を零に設定することができる。
図２２Ａ〜Ｄは、図２１の実施例の動きを示すグラフである。図２２Ｂには、測定速度のグラフを示している。再度図２１を参照すると、外圧をかけていない領域で圧力波速度を測定する。つまり、図１８に示すように、経壁圧は動脈圧に等しくなり、その範囲は、例えば、約８０ｍｍＨｇ〜１２０ｍｍＨｇである。したがって、測定速度は動脈圧と比例するものとなる。図２２Ｃに示す測定容積は、カフで外圧をかけその外圧が収縮期および拡張期血圧の間にある圧状況で測定する。つまり、図２２Ｃの容積信号は、経壁圧が零に等しい点を少なくとも１つもつ。図６Ａ〜Ｄに関して記載したものと同様の方法で、測定容積対測定速度のグラフを得ることができる。このグラフは、時間Ｔxに関連した測定速度Ｖｅｌxで変化の割合が最大となり、ここではカフ下の経壁圧が零に等しくなるか、全ての場所の動脈圧が外からかけたカフ圧に等しくなる。測定速度Ｖｅｌxでの公知の動脈圧を使用して、速度／動脈圧曲線を較正することができる。
図２３は、動脈の閉鎖圧を基にした実施例を説明する装置１５８を示す図である。図２３に示す実施例において、発振器１６２の制御下にある励振器６０は、動脈にかけ検出器１６４で検出される励振信号を発生する。「血圧を決定するために誘導摂動を決定するための装置および方法」，国際公開第ＷＯ９５／２７１２６号に記載した方法で、検出器１６４の出力をフィルタがけして、動脈を通過する高周波信号部分を決定する。このフィルタにより、動脈以外の組織を通る検出した高周波要素を取り除くことができる。プロセッサ８０は検出器１６４の出力を用いて、動脈が閉じているかどうかを決定する。
図２４Ａ〜Ｃは、図２３に示す実施例の動作を示している。図２４Ａは動脈圧を示している。図２４Ｂは、励振器１６０で起こす動脈への高周波要素の励振を示している。図２４Ｃは、動脈から検出器１６４に通過する高周波要素の圧力波を示している。動脈の閉鎖圧のところで信号を零に下げて十分に減衰する。次いで、プロセッサ８０は、時間Ｔ1で経壁圧が動脈が閉じる経壁圧であることを決定する。したがって、時間Ｔ1での動脈圧はカフ圧とさらに動脈閉鎖経壁圧である。このように、所定の時間の動脈圧を決定することができる。
圧は様々な位置でかけることが可能である。すなわち、検出器もしくは励振器上，伝播領域内，もしくは励振器のすぐ前から検出器のすぐ後ろなどである。配置を変えると伝播信号の反応も異なるが（検出器，伝播領域もしくは励振器で圧を位置づけると減衰を示すが、励振器の前か検出器の後ろで圧を位置づけると反射により増幅を示す）、全てのものは開口や閉口もしくはそのどちらかを検出するために使用できるものとされている。
図２５は、動脈が開閉する時を決定するように動作する本発明の代替実施例を示す図である。図２５に示す実施例において、検出器１６６は動脈拍信号を検出するために用いる。
図２６Ａ〜Ｂは、図２５の実施例の動作を示すグラフである。図２６Ａは動脈圧を示す。図２６Ｂは検出器１６６で検出する脈拍信号を示す。動脈閉鎖圧のところで、信号を零に下げるかもしくは十分に減衰する。プロセッサ８０は、時間Ｔ1で経壁圧が動脈閉鎖経壁圧であることを決定する。このように、所定の時間で動脈圧を決定することができる。圧は検出器上か検出器の前にかける。
図２７は、体積変動測定器を用いる本発明の装置１７０の図であり、２つの異なる外圧で２つの異なる心周期の動脈容積表示信号を得る。外圧には拡張期血圧よりも小さいものもあり、また経壁圧には拡張期血圧と収縮期血圧の間にあるものもある。
図２８は、動脈容積と経壁圧の間の関係を示すグラフである。
図２９Ａ〜Ｃは、図２７の実施例の動作を示すグラフである。図２９Ａは動脈圧を示す。時間Ｔ0で、外圧を拡張期よりも低い圧の７０ｍｍＨｇに設定する。時間ＴLで、外圧を拡張期と収縮期血圧の間の圧の９０ｍｍＨｇに設定する。図２９Ｂは体積変動測定器からの容積表示信号を示す。上の曲線は、時間Ｔ0で始まるカフ圧が７０ｍｍＨｇの動脈容積表示測定である。下の曲線は、時間ＴLで始まるカフ圧が９０ｍｍＨｇの動脈容積表示測定である。プロセッサ８０は動脈容積表示測定を記憶して、異なる周期で行った測定を比較する。動脈容積測定は、時間＋Ｔ1から時間＋Ｔ2までは比較的線形関係にあり、この範囲は９０ｍｍＨｇよりも高い動脈圧に対応している。動脈圧が９０ｍｍＨｇよりも下に低下すると、時間ＴLで始まる測定の容積表示出力は急勾配で下がる。図２９Ｃに示しているように、異なる外圧での容積表示をプロセッサ８０で互いの関係をグラフにできる。このグラフの線形領域は時間＋Ｔ1と時間＋Ｔ2間の領域に対応する。このグラフの非線形領域は時間＋Ｔ2と時間＋Ｔ3間の領域に対応する。動脈圧が外圧（９０ｍｍＨｇ）と等しくなる時は、プロセッサ８０でこのグラフから決定できる。経壁圧が零と等しい点では勾配に変化がある。このように体積変動測定器を２つ備えたシステムを使うことも可能であることに留意されたい。また、ここで２つの測定器とは外からかけた圧をもつものとそうでないものである。
前記実施例や方法の種々の詳細は単に本発明を説明るものである。そのような詳細の種々の変化は本発明の範囲内のものであり、添付の請求の範囲にのみ制限されるべきものであることを理解されたい。例えば、上述したように、本発明は粘性と臨界圧（例えば、零に等しい経壁圧）の間の関係を用いて、ある時間での血圧を決定することもできる。また、動脈だけでなく、皮膚，筋，骨もしくは他の組織を通る圧を受けることができるような位置に配置することも可能である。その代わりに、誘導した信号の場合には、動脈容積対経壁圧のような非線形の伝達関数を用いて、複数の入力周波数で設定する帯域フィルタを用いて検出できる高調波を発生させることが可能で、臨界経壁圧に関する情報をもつ信号を提供する。
さらに、実際の血流量の測定をドプラ血流計で行なうことも可能である。イベントとして検出可能な臨界値が存在するように、血流は動脈容積と圧と関連する。
【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６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図６Ｃ】
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【図６Ｄ】
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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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【図１３】
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【図１１Ａ】
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【図１１Ｂ】
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【図１１Ｃ】
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【図１２】
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【図１４】
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【図１７】
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【図１５Ａ】
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【図１５Ｂ】
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【図１５Ｃ】
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【図１５Ｄ】
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【図１６】
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【図２０】
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【図１８】
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【図１９Ａ】
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【図１９Ｂ】
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【図２１】
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【図２３】
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【図２２Ａ】
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【図２２Ｂ】
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【図２２Ｃ】
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【図２２Ｄ】
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【図２４Ａ】
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【図２４Ｂ】
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【図２４Ｃ】
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【図２５】
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【図２６Ａ】
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【図２６Ｂ】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９Ａ】
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【図２９Ｂ】
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【図２９Ｃ】
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