JP2000512875A - 非侵襲性高速血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 外圧を動脈の一部にかけて血圧を得ることが可能である。外圧は収縮期および拡張期血圧の間にあるものが好ましい。次いで、少なくとも１周期に一度生じるイベントを確認することができる。例えば、このイベントとは経壁圧がほぼ零に等しいときに生じる動脈圧縮率のピークの場合もある。一対の信号，すなわち動脈容積表示信号と動脈圧表示信号を用いてこのイベントを確認することが可能である。その代わりに、小さな信号高周波励振器の要素を動脈の圧もしくは容積にかけて検出し、経壁圧が零に等しくなる時を決定することもできる。

Description

【発明の詳細な説明】発明の名称 非侵襲性高速血圧測定装置背景技術 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 Pressu re 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 Monit oring），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 Tec hnique for Indirect Mesurement of Diastolic Arterial Pressure in Human F ingers)」（シマズ等，計測時医療生化学工学(Medical and Biological Enginee ring 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-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４ ４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Ｐ_aは測定容積Ｖ_aと同じ時間Ｔ_aで生じ、そして測定圧Ｐ_bは測定容積 Ｖ_bと同じ時間Ｔ_b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Ｔ_xに対応する圧Ｐ_x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Ｔ_x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６ Ｄ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Ｐ_x（時間Ｔ_x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Ｔ_xのところを仮定すると、実圧ＲＰ_xはカフ圧ＣＰ_xと等しく測 定圧はＭＰ_xであり、また、時間Ｔ_yでは実圧ＲＰ_yはカフ圧ＣＰ_yと等しく測定圧 はＭＰ_yであり、そのとき 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９ ４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１ ０６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ヘルツの高域通過フィルタ１０６は、励振器から の４０へ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域通過フィルタ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１１ Ｂ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１４２ ＰＣ１５Ｇ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 （Velcro^TM）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１ ５Ｃ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１ ４８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１４ ８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７ ８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 Perturbat ion 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 I nduced 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。 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Ｔ_xに関連した測定速度Ｖｅｌ_x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Ｖｅｌ_x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ＷＯ９５／２７１ ２６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Ｔ_L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Ｔ_L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Ｔ_L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 。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 シャー，マーク ヘンリー アメリカ合衆国、94109、カリフォルニア 州 サンフランシスコ、ブロードウェイ 1770 (72)発明者 カロ，リチャード ジー. アメリカ合衆国、94111、カリフォルニア 州 サンフランシスコ、セコンド ストリ ート 461

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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、および 前記範囲の経壁圧で経壁圧に生じるイベントを確認するためのプロセッサであ り、前記イベントは第１の時と関連し、前記プロセッサはさらにある特定の時に 動脈圧を決定するためのものであるプロセッサとからなる装置。 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。 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。 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。 ５．前記装置において、外圧付与器は測定期間が終 わるまで実質的に一定の外圧を動脈にかけるものである請求項４記載の装置。 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５記載の装置。 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 にイベントが生じる前記第１の時を決定する請求項４記載の装置。 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。 ９．前記装置において、プロセッサは第１の時に動脈圧を決定する請求項１記 載の装置。 １０．前記装置において、特定の時は第１の時ではない請求項１記載の装置。 １１．前記装置において、さらに、圧表示信号を発生させるための検出器から なり、ここにおいてプロセッサは特定の時に動脈圧を用いる圧表示信号を較正す る請求項１記載の装置。 １２．前記装置において、検出器は動脈圧力計である請求項１１記載の装置。 １３．前記装置において、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。 １４．前記装置において、プロセッサは特定の時に動脈圧を用いる圧表示信号 を較正する請求項１記載の装置。 １５．前記装置において、さらに、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。 １６．前記装置において、プロセッサは動脈圧縮率でピークを確認する請求項 １記載の装置。 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。 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。 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。 ２０．前記装置において、プロセッサは経壁圧がほぼ零のところで生じるイベ ントを確認する請求項１記載の装置。 ２１．前記装置において、さらに、動脈圧の信号表示を発生させるためのプロ セッサに電気接続した第１の検出器と、動脈容積の信号表示を発生させるための 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。 ２２．前記装置において、プロセッサは圧表示信号と容積表示信号からイベン トの第１の時を決定する請求項２１記載の装置。 ２３．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 すくするように容積表示値対圧表示値を求める請求項２２記載の装置。 ２４．前記装置において、第１の検出器は圧力計からなる請求項２１記載の装 置。 ２５．前記装置において、第１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２１記載の装置。 ２６．前記装置において、第２の検出器は体積変動測定器からなる請求項２１ 記載の装置。 ２７．前記装置において、第２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２１記載の装置。 ２８．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。 ２９．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２８記載の装置。 ３０．前記装置において、さらに、動脈容積の信号表示を発生させるための検 出器からなる請求項２８記載の装置。 ３１．前記装置において、さらに、動脈容積の信号表示をフィルタがけするフ ィルタからなる請求項３０ 記載の装置。 ３２．前記装置において、さらに、動脈圧の信号表示を発生させる検出器から なる請求項２８記載の装置。 ３３．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２８記載の装置。 ３４．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３３記載の装置。 ３５．前記装置において、プロセッサは外からの生理表示の信号を抽出する請 求項１記載の装置。 ３６．前記装置において、さらに、容積表示信号を発生させるための検出器か らなり、ここにおいて、プロセッサはさらに、一度に血圧を決定するために異な る２つの外圧で測定する容積表示信号を比較する請求項１記載の装置。 ３７．前記装置において、プロセッサはさらに、２つの異なる時の期間で容積 表示信号を比較し、前記時の期間の１つは、収縮期および拡張期間の外圧を動脈 の部分にかける時である請求項３６記載の装置。 ３８．前記装置において、さらに、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からなる請求項１記載の装置。 ３９．方法において、 外圧を動脈にかけることであり、前記外圧は動脈が１回の心周期内である範囲 の経壁圧を受けるものである外圧を印加することと、 前記範囲の経壁圧で経壁圧で生じるイベントを確認することであり、前記イベ ントは第１の時と関連するものであるイベントを確認することと、および ある特定の時間で動脈圧を決定することからなる方法。 ４０．前記方法において、外圧は心周期中に収縮期および拡張期血圧間の平均 差よりも低く変化する請求項３９記載の方法。 ４１．前記方法において、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３９記載の方法。 ４２．前記方法において、測定期間が終わるまで外圧を動脈にかける請求項３ ９記載の方法。 ４３．前記方法において、装置は測定期間が終わるまで実質的に一定の外圧を 動脈にかける請求項４２記載の方法。 ４４．前記方法において、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４３記載の方法。 ４５．前記方法において、測定期間外からのデータを必要とせずにイベントが 生じる前記第１の時を決定する請求項４２記載の方法。 ４６．前記方法において、外圧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請求項４５記載の方法。 ４７．前記方法において、動脈圧は第１の時に決定される請求項３９記載の方 法。 ４８．前記方法において、特定の時は第１の時ではない請求項３９記載の方法 。 ４９．前記方法において、さらに、圧表示信号を発生させることと、動脈圧を 用いる圧表示信号を較正することからなる請求項３９記載の方法。 ５０．前記方法において、圧表示信号は動脈圧力計で発生される請求項４９記 載の方法。 ５１．前記方法において、圧表示信号は血管アンロードシステムの圧センサで 発生される請求項４９記載の方法。 ５２．前記方法において、さらに、動脈圧を用いる圧表示信号を較正すること からなる請求項３９記載の方法。 ５３．前記方法において、圧表示信号は圧力波速度測定システムで発生される 請求項５２記載の方法。 ５４．前記方法において、さらに、動脈圧縮率でピークを確認することからな る請求項３９記載の方法。 ５５．前記方法において、さらに、動脈の開口もしくは閉口を確認することか らなる請求項３９記載の方法。 ５６．前記方法において、さらに、人体部分の粘弾性特性の変化を確認するこ とからなる請求項３９記載の方法。 ５７．前記方法において、さらに、動脈を通る血流量の変化を確認することか らなる請求項３９記載の方法。 ５８．前記方法において、経壁圧がほぼ零のところで生じるイベントを確認す ることからなる請求項３９記載の方法。 ５９．前記方法において、さらに、動脈圧の信号表示を発生させることと、動 脈容積の信号表示を発生させることからなる請求項３９記載の方法。 ６０．前記方法において、イベントの第１の時は圧表示信号と容積表示信号か ら決定される請求項５９記載の方法。 ６１．前記方法において、経壁圧がほぼ零である時を決定しやすくするために 容積表示値対圧表示値を求めることからなる請求項６０記載の方法。 ６２．前記方法において、圧表示信号は圧力計から発生する請求項５９記載の 方法。 ６３．前記方法において、圧表示信号は動脈の圧力波の速度を測定する装置か ら発生する請求項５９記載の方法。 ６４．前記方法において、容積表示信号は体積変動測定器から発生する請求項 ５９記載の方法。 ６５．前記方法において、容積表示信号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発生する請求項５９記載の方法。 ６６．前記方法において、拍動周波数よりも大きい周波数をもつ振動要素を誘 導する請求項３９記載の方法。 ６７．前記方法において、振動要素は動脈圧に誘導される請求項６６記載の方 法。 ６８．前記方法において、さらに、動脈容積の信号表示を発生させることから なる請求項６７記載の方法。 ６９．前記方法において、さらに、動脈容積の信号表示をフィルタがけするこ とからなる請求項６８記載の方法。 ７０．前記方法において、さらに、動脈圧の信号表示を発生させることからな る請求項６６記載の方法。 ７１．前記方法において、さらに、振動要素を動脈容積にかけることからなる 請求項６６記載の方法。 ７２．前記方法において、外圧付与ステップは外圧を動脈の一部にかけるため のカフで行ない、前記カフは流体を含む室をもち、さらに、カフの流体の容積を 振動させることからなる請求項７１記載の方法。 ７３．前記方法において、さらに、外からの生理表示の信号を抽出することか らなる請求項３９記載の方法。 ７４．前記方法において、さらに、容積表示信号を発生させることと、一度に 血圧を決定するために、異 なる２つの外圧で測定する容積表示信号を比較することからなる請求項３９記載 の方法。 ７５．前記方法において、さらに、２つの異なる時の期間で容積表示信号を比 較し、前記時の周期の１つは、収縮期および拡張期間の外圧を動脈の部分にかけ るものからなる請求項７４記載の方法。 ７６．前記方法において、さらに、動脈の閉口もしくは開口の信号表示を検出 することからなる請求項３９記載の方法。