(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
血圧測定装置（１０）のメモリに記憶され、前記血圧測定装置（１０）に血圧を間接的に測定する手順を実行させるプログラムであって、
前記手順は、
身体の一部分の周りに配置されたカフ（１２）を所定の圧力まで膨張させる工程と、
前記カフ（１２）を所定の割合で減圧して、前記カフ内に時間につれて減少する減圧圧力を生成する工程と、
減圧を行っている間、カフ内の圧力を測定して、複数の圧力測定値及び複数の振動圧力波形を生成する工程と、
前記複数の圧力測定値から平均動脈血圧値を推定する工程と、
収縮期血圧値を推定する工程と、
拡張期血圧値を推定する工程と、
前記推定された拡張期血圧値を用いて前記複数の振動圧力波形からサブ拡張期波形を選択する工程と、
前記サブ拡張期波形の所定の部分について平均値を計算する工程と、
前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の最大値を決定する工程と、
前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の最小値を決定する工程と、
前記の最大値、最小値、平均値、平均動脈血圧値及び収縮期血圧の関数として人の拡張期血圧を決定する工程とを有するプログラム。
【請求項２】
前記収縮期血圧値は複数の圧力測定値から推定される、請求項１記載のプログラム。
【請求項３】
拡張期血圧を決定する工程は、前記収縮期血圧値と前記平均動脈血圧値との間の第１の差を導き出す工程と、前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の最大値と前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の平均値との間の第２の差を導き出す工程と、前記第１の差及び前記第２の差を用いて、前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の差を圧力差に変換するための拡縮差係数を導き出す工程と、前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の最大値と前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の最小値との間の第３の差を導き出す工程と、前記拡縮差係数に前記第３の差を乗算することによって圧力差を導き出す工程と、前記収縮期血圧値から前記圧力差を減算する工程とを含んでいる、請求項１記載のプログラム。
【請求項４】
拡張期血圧を決定する工程は、前記収縮期血圧値と前記平均動脈血圧値との間の第１の差を導き出す工程と、前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の最大値と前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の平均値との間の第２の差を導き出す工程と、前記第１の差及び前記第２の差を用いて、前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の差を圧力差に変換するための拡縮差係数を導き出す工程と、前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の平均値と前記サブ拡張期波形の前記所定の部分の最小値との間の第３の差を導き出す工程と、前記拡縮差係数に前記第３の差を乗算することによって圧力差を導き出す工程と、前記平均動脈血圧値から前記圧力差を減算する工程とを含んでいる、請求項１記載のプログラム。
【請求項５】
前記サブ拡張期波形の前記所定の部分は拡張期血圧より低いカフ圧力で取得された圧力測定値を含んでいる、請求項１記載のプログラム。
【請求項６】
前記サブ拡張期波形の前記所定の部分は人の一心臓サイクル中に生じたものである、請求項１記載のプログラム。
【請求項７】
平均値を計算する前記工程は、前記サブ拡張期波形の前記所定の部分を積分して積分値を生成し、次いで該積分値を前記心臓サイクルの一周期で割る工程を含んでいる、請求項６記載のプログラム。
【請求項８】
振動圧力測定値の群を積分する工程は、前記サブ拡張期波形の前記所定の部分についての圧力測定値を合算する工程を含んでいる、請求項７記載のプログラム。
【請求項９】
平均動脈血圧値を推定する前記工程は、前記サブ拡張期波形上の最大の大きさの点を突き止める工程と、前記最大の大きさの点と時間的に一致するカフ減圧圧力を決定する工程とを含んでいる、請求項１記載のプログラム。
【請求項１０】
前記カフ（１２）内の圧力が周期的に測定される、請求項１乃至９のいずれかに記載のプログラム。
【請求項１１】
前記カフ（１２）と、
前記カフ（１２）と可撓性第１の管（１８）を介して接続するポンプ（１６）と、
前記第１の管と接続する減圧弁（２０）と、
前記第１の管と接続し、前記カフ（１２）に加えられた過大な圧力に応動する超過圧力保護スイッチ（３４）と、
前記カフ（１２）に可撓性の第２の管（１０）を介して接続し、前記カフ（１２）内の圧力を示す電気信号を出力する圧力トランスデューサ（２４）と、
請求項１乃至１０のいずれかに記載のプログラムを記憶するメモリと、マイクロプロセッサとを有し、前記プログラムに従って前記血圧測定装置（１０）の動作を制御する制御器（２８）と、
前記血圧測定装置（１０）に対するユーザ・インターフェースを構成する制御パネル及び表示装置（３２）と、
を備える血圧測定装置（１０）。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は一般的には振動測定法による血圧決定手法に関するものであり、より具体的には該手法を用いて心臓拡張期血圧を決定することに関する。
【０００２】
【発明の背景】
血液によって患者の動脈血管壁に加えられる圧力を知ることは、医療に携わる者にとって大いにに価値のあることである。人の場合、脈管系の圧力が、診断のため、治療の進展の評価のため、麻酔時の生理学的状態を知るため等を含めて、様々な理由のために測定される。例えば、動脈血圧の決定は、心臓病の疑いのある患者の診断において重要な要素である。人の正常な動脈血圧は８０〜１２０ｍｍＨｇの範囲内にあり、鬱血性心不全、腎動脈疾患、大動脈縮搾症などの場合に動脈血圧がこの範囲より高くなる。更に、高血圧の治療をしていないと、それに伴って発作、冠動脈疾患、動脈瘤の危険が増すことが知られている。
【０００３】
心拍動サイクル中に、動脈血圧は振動する。心筋が収縮するとき（収縮期として知られている）、血液は動脈内に押し込まれる。これは動脈血圧を増大させる。心筋が弛緩するとき（拡張期として知られている）、動脈血圧は低下する。心拍動中の動脈血圧振動の最大値は収縮期血圧として知られており、また最小値は拡張期血圧として知られている。平均動脈血圧として知られている値を算出するために、動脈血圧対時間波形を使用することも出来る。平均動脈血圧（ＭＡＰ）を算出するには、動脈血圧波形を１サイクルにわたって積分し、次いでその値を該サイクルの周期で除算する。収縮期血圧、平均血圧及び拡張期血圧を非侵襲式に推定するために、実際には振動測定法及び聴診法の間接的な手法が使用されている。しかしながら、ある特定の状態では、振動測定法により生じる拡張期血圧推定値は不正確であることが知られているが、収縮期血圧及びＭＡＰの推定値は良好である。本発明の目的は、容易に得られるが以前には無視されていた振動測定法による情報を使用して、拡張期血圧推定値を改善することである。
【０００４】
聴診法は動脈血圧を間接的に測定するために医療従事者によって通常使用されている。この手法では、患者の手足のような部位の周りに締め付け圧力を徐々に加えていって、その部位の血管を通る血液の流れが閉鎖されるようにする。この流れの閉鎖は、締め付け圧力を加えた箇所よりも先端側の箇所にある血管の上に聴診器を当てて聴診することにより判定される。次いで、締め付け圧力を徐々に緩めていくと、血管内の流れの開始を聴診することができ、その時の締め付け圧力がｍｍＨｇ単位の計器の読みで判る。この圧力は収縮期血圧と称され、真の動脈内収縮期血圧の推定値とされている。次いで、圧力を徐々に更に緩めていくと、流れの音が再び止まり、その時の圧力を再び読み取る。この圧力は拡張期血圧と称され、真の動脈内拡張期血圧の推定値とされている。従来では、締め付け圧力は、水銀柱圧力計またはｍｍＨｇ単位で較正されるダイアル目盛を持つアネロイド型計器に接続された膨張可能なカフ（血圧計バンド）により加えられている。また公知のように、聴診法による推定値は時々不正確になる可能性があり、聴診法は非常に技能に左右されて、例えば、読みを行う臨床医の聴診能力によって変わる可能性がある。更に、聴診法は、場合によっては、カフの圧力を低下させていくときにコロトコフ音が消失しないことがあるので、拡張期血圧の推定値を決定する際に混乱を招く恐れがある。
【０００５】
従来の自動間接的血圧読取り装置は振動測定法を採用しており、該方法では、腕のカフを膨張させて、血液の流れが閉鎖される圧力まで加圧する。次いで、カフを所定の圧力変分ずつステップ状に減圧させる。各ステップで、カフ内の圧力が、圧力の変動を検出するために適当なサンプリング期間を用いて、繰り返し測定される。カフ内の瞬時圧力は、膨張圧力と各心拍動中の患者動脈内の血圧脈動によって加えられる力とに起因する。心臓の拍動は、或る減圧ステップでカフ内の圧力を振動させることができる。装置はこの態様の動作を、振動振幅対カフ圧力の完全な包絡線が得られるまで継続する。最大振幅の振動が得られるカフ圧力は、平均動脈血圧を表す。また、包絡線データの所定の関数から収縮期血圧及び拡張期血圧の推定値も決定される。振動測定法により決定された収縮期血圧、ＭＡＰ及び拡張期血圧は、真の動脈内血圧値の推定値と見なされる。しかしながら、動脈の伸展性（コンプライアンス）が血圧推定関数に主要な役割を果たすことも知られている。動脈の伸展性は生理学的環境が変化するにつれて複雑で予測不可能な態様で変化する恐れがある。
【０００６】
【発明の概要】
振動測定法による血圧は、血圧測定が望まれる被検者の身体の一部位（例えば、上腕）の周りに配置したカフから間接的に決定される。カフは、所定の圧力まで、好ましくは、患者の腕の血液の流れを閉鎖するるのに充分な大きさの圧力まで膨張させる。次いで、カフを制御した態様で減圧させて、カフ内に時間につれて低下少する減圧圧力を生じさせる。好ましい実施の形態では、カフを一定の圧力変分で減圧させて、複数の離散的な減圧圧力レベルを生じさせる。
【０００７】
複数の心拍動の各々の間、複数の離散的な減圧圧力レベルで生じる圧力振動を測定して、装置内に記憶する。複数の離散的な減圧圧力レベルに対する振動の振幅の完全なデータ集合は、振動測定包絡線として知られている。振動測定法による平均動脈血圧推定値は、この包絡線データから決定される。例えば、平均動脈血圧推定値は、振動測定値が最大振幅を持つときに生じている減圧圧力レベルである。同様に、収縮期血圧は、振動振幅が最大振動寸法の所定の一部分であるときに生じている離散的な減圧圧力レベルを見出すことによって、包絡線データから推定することができる。
【０００８】
好ましい実施の形態では、振動圧力の波形が、被検者の拡張期血圧よりも低いと予想される減圧圧力レベルで単一の心臓サイクルの間にカフから取得される。カフ振動波形の形状は、それがフィルタ処理済みの又はフィルタ処理していないカフ圧力信号から導き出されたものであるか否かに拘わらず、拡張期血圧よりも僅かに低いカフ圧力レベルで最も良好に動脈内波形振動を反映していることが知られている。しかしながら、その直流レベルが振動測定法では不明瞭である。拡張期血圧は最初に振動測定法によって推定することができる。この最初の拡張期血圧推定値を使用して、較正のために使用される振動波形を生じさせるレベルを選択することができる。サブ拡張期（sub-diastolic ；拡張期血圧より低い電圧の）離散的減圧圧力レベルでの振動圧力波形についての平均値が算出される。次いで、プロセスは、この振動圧力波形の平均値と振動測定包絡線から決定されるような平均動脈血圧の推定値とを関連づける。同様に、サブ拡張期離散的減圧圧力レベルでの振動波形のピークが、振動測定包絡線から推定されるような収縮期血圧と関連づけされる。このようにして、サブ拡張期離散的減圧圧力レベルでの振動波形が較正される、すなわち、波形の各サンプル値が特定の圧力に対応する。
【０００９】
数学的には、一例として、計算には、血圧推定値と得られた振動波形データとに基づいて差を見つけることを含むことができる。第１の差は、振動測定法による収縮期血圧推定値と振動測定法による平均動脈血圧推定値との間の差として導き出され、Δ１と呼ばれる。第２の差は、振動波形のピークから振動波形の平均値を減算することによって生成され、Δ２と呼ばれる。プロセスはまた、振動波形のピークから振動波形の最小値を減算することによって第３の差を決定し、これはΔ３と呼ばれる。
【００１０】
模範的なプロセスは、振動測定法による収縮期血圧推定値、Δ１、Δ２及びΔ３から拡張期血圧を決定することによって完了する。これは、好ましい実施の形態では、Δ１にΔ３を掛けて、Δ２で割ることによって拡縮差と呼ばれる量を導き出すことによって達成される。差振動測定法による収縮期血圧推定値から拡縮差を減算することによって、次式で表されるように、拡張期血圧についての改善された値が生成される。
【００１１】
（拡張期血圧推定値）＝（収縮期血圧推定値）−（Δ１×Δ３）／Δ２    。
【００１２】
他の公式も本発明の範囲内で使用することができる。
【００１３】
【発明の詳しい説明】
図１を参照して説明すると、自動血圧測定装置１０は、患者の腕１４に巻き付けた状態で図示されている膨張可能なカフ１２を用いる。膨張可能なカフ１２は可撓性の第１の管１８によってポンプ１６に接続されている。第１の管はまた電動式減圧弁２０及び超過圧力保護スイッチ３４にも接続する。超過圧力保護スイッチ３４はカフ１２に加えられた過大な圧力に応動する。可撓性の第２の管１０がカフ１２を圧力トランスデューサ２４に結合し、圧力トランスデューサ２４はカフ内の圧力を示す電気信号を出力に生じる。
【００１４】
圧力トランスデューサ２４の出力はマルチプレクサ２７の一つの入力に直接接続されている。圧力トランスデューサの出力はまた帯域通過フィルタ２５にも結合され、このフィルタ２５は増幅器２６に接続され、増幅器２６の出力がマルチプレクサ２７の別の入力に接続されている。フィルタ２５及び増幅器２６は、トランスデューサ２４によって生成された圧力信号の直流成分を阻止し、且つ、以下に説明するように、血圧振動を増幅するように設計されている。詳しく述べると、フィルタ２５ほぼ０．５〜１０．０ヘルツの範囲内の周波数成分を持つ信号を通過させ、且つそれ以外の周波数成分を阻止する。増幅器２６はフィルタ２５からの低レベル信号を増大させる。増幅器２６からの出力信号はカフ１２内の圧力の振動すなわち交流成分に対応する。フィルタ２５及び増幅器２６の機能は制御器２８内で実行されるソフトウエアによって具現化することができる。このような圧力信号成分は従来の血圧センサで使用されており、当業者にとって周知である。本発明の目的のためには、それはサブ拡張期離散的圧力レベルで取得されたカフ圧力振動信号の交流成分であり、これは、改善された拡張期血圧推定値を見いだすために較正を必要とする振動波形である。この代わりに、フィルタ処理していないカフ圧力信号が充分なアナログ−ディジタル変換分解能を持っている場合は、このフィルタ処理していないカフ圧力信号を使用することができる。
【００１５】
マルチプレクサ２７は２つの圧力信号のうちの一方を選択して、この選択された信号を制御器２８のアナログ入力２９に結合する。制御器２８はコンピュータ化したデバイスであって、通常のマイクロプロセッサと、血圧測定装置１０の動作を制御するプログラムを記憶すると共に該プログラムの実行に使用されるデータを記憶するメモリと、制御器を血圧測定装置の他の構成部品に連結する入力及び出力回路とを含んでいる。例えば、マルチプレクサ２７の出力は制御器２８の内部のアナログ−ディジタル変換器の入力に接続されている。制御パネル及び表示装置３２が血圧装置装置に対するユーザ・インターフェースを構成する。制御器２８はポンプ１６を制御するように接続された出力を持つ。
【００１６】
制御器２８の別の出力がアンド（ＡＮＤ）ゲート３０の第１の入力に結合されている。アンド・ゲート３０はその第２の入力が超過圧力スイッチ３４に接続され、また出力が減圧弁２０を制御するように接続されている。カフ１２内に過大な圧力が生じた場合、超過圧力スイッチ３４が開いて、その結果、アンド・ゲートの出力が減圧弁２０を開放させて、カフ１２内のその過大な圧力を解放する。また、担当医員に異常な圧力又は機能状態に対して注意を喚起させるための付加的なデバイスを設けることもできる。
【００１７】
動作について説明すると、血圧を測定しようとする患者の腕１４にカフ１２を巻き付ける。次いで、担当医員により、測定動作を開始する制御パネル３２上のスイッチを作動する。詳しく述べると、制御器２８が該スイッチの作動時に生成された電気信号に応答して、測定サイクルを遂行する制御プログラムの実行を開始する。
【００１８】
図２Ａを参照して説明すると、制御器２８がステップ・カウントをゼロの値に初期設定することによって、制御プログラムが工程４０で開始する。工程４２で、制御器は、減圧弁２０を閉じると共に、カフ１２を膨張させるためのポンプ１６を作動する出力信号を生成する。カフを膨張させ続けているとき、制御器２８は、カフ１２内の圧力を表す圧力トランスデューサ２４からの電気信号を監視する。詳しく述べると、制御器がマルチプレクサ２７に信号を印加し、マルチプレクサ２７は圧力トランスデューサ２４の出力の信号をアナログ制御器入力２９に直接結合する。これは、制御器がカフ１２内部の圧力を監視できるようにする。カフは、腕１４の動脈内の血液の流れを閉鎖すると分かっている所定の圧力まで膨張させられる。例えば、以前の圧力測定値がこの患者から取られていた場合は、この閉鎖圧力は以前の収縮期血圧より所定量（例えば、６０ｍｍＨｇ）だけ大きくし得る。一旦この閉鎖圧力が得られたら、制御器２８は減圧弁２０を閉じた状態に保持しながらポンプ１６の運転を停止させる。
【００１９】
次いで、制御器２８はカフ１２の減圧を制御した状態で開始し、カフ内の圧力を周期的に測定する。本発明の好ましい実施の形態では、制御器は図３に示されるようにカフを一連のステップで徐々に減圧する。その各ステップでの公称圧力を本明細書で「離散的減圧圧力レベル」又は「減圧ステップ圧力」と呼ぶ。例えば、各ステップでは８ｍｍＨｇずつ圧力を減少させる。前に述べたように、各ステップでの瞬時圧力は常に一定であるとは限らず、患者の動脈を通る血液の脈動によってカフ１２にかかる力により僅かに振動する。各ステップで複数の圧力測定値を取得し、圧力振動の波形を生成するのに充分な測定数にする。以下に説明するように、収縮期及び拡張期血圧が、異なる圧力ステップでの圧力変動振幅の解析から推定される。この代わりに、カフ１２内の圧力振動を連続的に測定しながら、カフ内の圧力を連続的に、好ましくは線形に減圧することができる。
【００２０】
圧力測定は工程４４で開始され、工程４４では制御器２８が測定カウントをゼロに設定する。次いで、ソフトウエア・プログラムの実行は、カフ１２内の振動する圧力の複数の測定値を取得するループに入る。工程４６で、制御器２８はマルチプレクサ２７に信号を印加し、マルチプレクサ２７は増幅器２６からの出力を制御器のアナログ入力２９に接続するように応動する。従って、制御器はカフ１２内の減圧圧力を中心とする血圧の振動に対応する信号を受け取る。この信号は制御器の回路によってディジタル化され、信号サンプルがメモリに１サイクルにわたる波形として記憶される。ここで、この振動波形は、一連のサンプルに過ぎないので、較正されていないことに注意されたい。次いで、工程４８で測定カウントをインクレメント（増数）して、プログラムは工程５０へ進む。工程５０で、変数Ｘで表される所要のサイクル数がこの圧力ステップで取られたか否か判定する。取られていない場合は、プログラムの実行は工程４６へ戻り、別の心臓サイクルを取得する。
【００２１】
必要な心臓サイクルの数は、装置が減圧プロセスの各圧力ステップに留まっている時間の長さを決定する。必要な数Ｘは、少なくとも１つの心臓サイクルにわたって圧力を測定するのを保証するのに充分な数である。その数の測定値を取得したとき、プログラムの実行は工程５２へ進み、該工程で、カレント（現在）の圧力ステップについての測定値を解析して、それらが正確な血圧の決定を妨げるアーティファクトを含んでいるかどうか判定する。よく知られているように、アーティファクトは腕の動きや、カフに対する担当医員の衝突によって生じ得る。このようなアーティファクトを検出する様々な方法が、例えば、米国特許緒第４，３４９，０３４号に記載されており、その記載を参照されたい。有意なアーティファクトが見つかった場合、プログラムの実行は工程４４へ戻り、現在の減圧ステップで別の一組のサイクルを取得する。このループは、満足な測定値が取得されるまで、或いは制御器２８によって正確な測定が不可能であると判定されるまで継続する。
【００２２】
有効な振動圧力波形が所与の減圧ステップについて取得されると、プログラムの実行は工程５４へ進み、該工程で、その減圧ステップについての振動振幅が計算される。カフ内の圧力が低下させられるにつれて、動脈血液流によってカフに加わる力により生じるカフ圧力の振動が大きくなる。換言すると、カフ内の圧力が比較的高いとき、患者の腕内の血液の各脈動の圧力ピークだけがその減圧カフ圧力を超えて、全カフ圧力を変化させる。カフ１２が更に減圧されるにつれて、その減圧カフ圧力を超える各血圧振動の部分が大きくなり、それによって生じる圧力振動の振幅が図４に示されるように大きくなる。カフをまた更に減圧すると、ＭＡＰを生じさせるカフ圧力になり、該カフ圧力で最大振動振幅が生成される。最終的に、ステップがＭＡＰを通り越した後では振動振幅は減少していく。ここで、圧力が低下するにつれて、これらの振動が真の動脈内血圧振動をより完全に表すことに注意されたい。従って、工程５４で、制御器２８は各減圧ステップでの振動振幅、振動波形及びカフ圧力を記憶すること必要とする。
【００２３】
測定装置の動作は次いで工程５６へ進み、該工程で、減圧ステップ・カウントを増数する。次の工程５８で、制御器は減圧弁２０を開いて、カフ１２内の圧力の所与の量を解放させる。制御器２８はマルチプレクサ２７を作動して、圧力トランスデューサ２４の出力をアナログ制御器入力２９に直接結合させる。制御器２８は、圧力が所望の量（例えば、８ｍｍＨｇ）だけ減少するまで圧力トランスデューサ２４からの制御を監視する。所望の量だけ減少したとき、工程６０で、測定サイクル全体にわたって必要な数の減圧圧力ステップが完了したかどうか判定する。測定サイクルは、所与のステップ数で定義するか、或いは各ステップについて測定された振動振幅を観察することによって動的に定義することができる。測定サイクルは、血圧推定値の算出に役立つ情報を測定振幅がもはや提供しなくなったときに終了することができる。
【００２４】
測定サイクルの完了時に、制御器２８は工程６２で減圧弁２０を開いて、カフ１２内の残っている圧力を解放させる。次いで工程６４で、制御器は各減圧ステップについてのメモリに記憶されている圧力振動振幅を検査して、最大の振動振幅を表す記憶値を識別する。図４に描いた代表的なデータでは、データ・サンプル６７が最大の振動振幅を持つ。Ｔ２におけるカフ減圧ステップ圧力は平均動脈血圧（ＭＡＰ）に対応し、その血圧推定値が工程６６で制御器メモリにその通りに記録される。当業者に理解されるように、ベースライン・ドリフトに対する従来の補償は、圧力波形上の基準点を識別する前に行わなければならない。
【００２５】
次いで、工程６８で、収縮期血圧を導き出す。そのために、先ず最大の振動振幅６７（図４）の所与の一部分（例えば、約０．５）である値を計算する。次いで、振動振幅サンプルのうちのどれかが該計算された値に正確に対応するかどうか判定する。もしそうであれば、その振動振幅と同時に生じる減圧ステップ圧力が収縮期血圧の推定値と見なされる。しかしながら、計算された値６９（図４参照）は記憶された振動振幅サンプルのうち２つのサンプルの間に位置するが起こりやすい。その場合、収縮期血圧は、それらの２つの記憶された振動振幅サンプルに関連した減圧ステップ圧力を補間することによって導き出される。この代わりに、本発明で使用される収縮期血圧は、従来の聴診法によって、すなわち、カフ１２を減圧させながら患者の腕内の血液流の音（コロトコフ音）の開始を観察することによって、求めることができる。
【００２６】
次いでプログラムの実行は図２Ｂの工程７０へ進み、この時点で、圧力振動測定値を検査して、カフ減圧ステップ圧力が予想された拡張期血圧より低かったときに生じる完全な一振動サイクルを表す一連の測定値を突き止める。この一連のデータ・サンプルは「サブ拡張期波形」と呼ばれる。例えば、拡張期血圧は平均動脈血圧の発生後の所定数のステップ以内に生じると予想されている。従って、制御器２８は、該所定数のステップの後の一減圧ステップ（例えば、図３のステップ７１）で取得された未較正のサブ拡張期波形データを求める。この代わりに、拡張期血圧は振動測定法によって前に推定することができるので、この値は、改善された拡張期血圧値を決定する際に使用するためのサブ拡張期波形の形を選ぶ際に使用することができる。２つの振動サイクルを表す代表的な一組の振動圧力測定値が図５に描かれている。単一の振動サイクルのための測定値が該一組の測定値から選択される。選択された測定値は患者の単一の心臓サイクルの間に取得されたものである。
【００２７】
次いで、工程７２で、サブ拡張期波形の一心臓サイクルを積分して、その積分値を心拍周期Ｐで割ることによって、サブ拡張期波形の平均を計算する。この積分は、図５に斜線による陰影を付けた領域によってグラフ上に表されており、サブ拡張期波形を形成する個々の振動圧力振幅サンプルを加算することを含み得る。図２Ｂ及び図６を参照して説明すると、前に導き出した収縮期血圧を、ソフトウエア工程７４におけるサブ拡張期波形の最大データ・サンプルＳの値と同等と見なし、また、前に導き出した平均動脈血圧を、ソフトウエア工程７６におけるサブ拡張期波形の平均Ｍと同等と見なす。
【００２８】
これらの値の割り当てはサブ拡張期波形を較正して、工程７８で拡張期血圧をサブ拡張期波形上の最小点Ｄから決定できるようにする。これは、収縮期血圧の推定値と平均動脈血圧の推定値との間の第１の圧力差Δ１を計算し、サブ拡張期波形について最大データ・サンプルＳと平均Ｍの値との差Δ２を計算することによって達成される。これは次式によって表される。
【００２９】
Δ１＝推定収縮期血圧−推定ＭＡＰ                    （１）
Δ２＝Ｓ−Ｍ                                        （２）。
【００３０】
それらの２つの差は、サブ拡張期波形の振動中に各サンプルに関連した圧力値を導き出すのに役立つように用いられる。次に、サブ拡張期波形の最大点Ｓと最小点Ｄとの間の第３の差Δ３が、次式に従って計算される。
【００３１】
Δ３＝Ｓ−Ｄ                                        （３）。
【００３２】
拡張期血圧を推定するため、次式で表されるように、第３の差Δ３に圧力変分を乗算することにより拡縮（スケーリング）した差を生成し、次いでこの差を収縮期血圧の推定値から減算する。
【００３３】
推定拡張期血圧＝推定収縮期血圧−（Δ１＊Δ３）／Δ２    （４）。
【００３４】
この代わりに、拡張期血圧を導き出すために減算するとき、収縮期血圧の推定値の代わりに平均動脈血圧の推定値を使用することができる。この場合、振動波形の平均Ｍを振動波形の最大値Ｓの代わりに使用して、次式で表されるように差Δ４を生成する。
【００３５】
Δ４＝Ｍ−Ｄ                                        （５）。
【００３６】
次いで、拡張期血圧を次式に従って推定する。
【００３７】
推定拡張期血圧＝推定ＭＡＰ−（Δ１＊Δ４）／Δ２    （６）。
【００３８】
従って、収縮期血圧及び平均動脈血圧について従来のように導き出された値は、カフ１２内で測定した圧力振動データから拡張期血圧を決定するために用いられる。詳しく述べると、収縮期血圧及び平均動脈血圧に対応する圧力振動データの一サイクル内のデータ・サンプルを突き止め、そして対応するデータ・サンプルに対するそれらの圧力の相関を使用して、圧力振動サイクルの最小データ・サンプルから拡張期血圧を導き出す。
【００３９】
以上の説明は主として本発明の好ましい実施形態を対象としている。本発明の範囲内の様々な代替例に幾分か注目したが、当業者には本発明の実施形態の説明から明らかである他の代替例を実現し得ると思料される。従って、本発明の範囲は特許請求の範囲の記載から決定されるべきであり、上記の説明によって制限されるべきではない。
【図面の簡単な説明】
【図１】血圧を測定するための間接的非侵襲式装置のブロック図である。
【図２Ａ】装置の一般化した動作の流れ図である。
【図２Ｂ】装置の一般化した動作の流れ図である。
【図３】装置のカフ内の圧力のグラフである。
【図４】カフ圧力に対するカフ内の圧力振動の振幅（振動測定包絡線として知られている）のグラフである。
【図５】振動又は動脈内波形の平均を算出するための一手法を示すグラフである。
【図６】拡張期血圧を決定するための方法の一部分を示すグラフである。
【符号の説明】
１０  自動血圧測定装置
１２  膨張可能なカフ
１４  腕
１６  ポンプ
１８  可撓性の第１の管
２０  電動減圧弁
２２  可撓性の第２の管
２６  増幅器
２７  マルチプレクサ
３０  アンド・ゲート
３４  超過圧力スイッチ
【図１】
0004289850.tif 000002
【図２Ａ】
0004289850.tif 000003
【図２Ｂ】
0004289850.tif 000004
【図３】
0004289850.tif 000005
【図４】
0004289850.tif 000006
【図５】
0004289850.tif 000007
【図６】
0004289850.tif 000008