JP2003265421A - インピーダンスプレチスモグラフィを使用して血圧を測定する連続非侵襲性技術 - Google Patents

インピーダンスプレチスモグラフィを使用して血圧を測定する連続非侵襲性技術

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Abstract

(57)【要約】 【課題】より正確な連続非侵襲性血圧測定技術を提供す
る。 【解決手段】血液量パルスが動物（１４）の２つの位置
の一方から他方へと伝播するのに要するパルス通過時間
を使用して血圧が測定される。インピーダンスプレチス
モグラフィを使用して１つの位置で血液量パルスが発生
する時が検知される。プレチスモグラフ（４０）は、胸
部インピーダンスを検知して心臓の大動脈弁が開く時を
判定しても、あるいは、動物（１４）の肢の１つの位置
でインピーダンスを検知しても良い。別の位置での血液
量パルスの発生は、インピーダンスプレチスモグラフィ
又はパルス酸素測定法などの別の技術により判定するこ
とができる。心臓拍出量の計算を使用して血圧の導出に
対して血管コンプライアンスによる影響を補償すること
ができる。

Description

【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、動物の
血圧を測定する装置及び方法に関し、特に、連続非侵襲
性血圧測定装置及び方法に関する。
【０００２】
【発明の背景】入院患者の場合、連続的な血圧測定が可
能である方が望ましいことが多い。連続的に血圧を測定
するための非常に信頼性の高い技術の１つは、患者の血
管系を介して測定の実施が望まれる点まで生理食塩水が
充填されたカテーテルを挿入することである。カテーテ
ルは圧力センサに接続され、この圧力センサにより血管
内の圧力が測定される。別の方法では、先端に血圧を直
接検知する圧力センサが取り付けられているカテーテル
が使用される。しかし、これらの技術は患者の皮膚を切
開し、カテーテルを血管に挿入することを伴う。このた
め、この侵襲性手法は合併症のリスクを患者に負わせる
ことになる。
【０００３】連続的に血圧を測定するための間接非侵襲
性プロセスは、パルス通過時間（ＰＴＴ）に基づいてい
る。パルス通過時間とは、心臓からの血圧パルスが血管
系の２つの点の一方から他方へ伝播するのに要する時間
である。この技術のための装置の１つは、血圧パルスが
大動脈に入るときに心臓内の電気信号を検知して指標を
提供する心電計を含む。血圧パルスがいつその位置に到
達したかを検知するために、パルスオキシメータが患者
の人差し指に配置される。心臓から人差し指までのパル
ス通過時間が測定され、自動振動測定法などの別の手段
により測定される既存の血圧に合わせて校正される。こ
れにより、パルス通過時間における変化は血圧における
変化に対応するようになる。一般的に、通過時間が速い
と血圧も高くなる。従って、パルス通過時間における変
化は血圧における変化と同等であると考えることができ
る。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】心電計（ＥＣＧ）は心
臓内の電気信号を検知するが、この電気信号は大動脈弁
の開放の際に血圧パルスが実際に心臓から離れた時点を
示さない。心電図信号のＱＲＳ波のピークと大動脈弁の
開放との間には、心臓前駆出期（ＰＥＰ）として知られ
る可変長の時間間隔が存在する。従来のパルス通過時間
ベースのモニタは心臓前駆出期を明確に示すことができ
ないので、パルス通過時間の測定が不正確になり、ひい
ては血圧の測定も不正確なものとなっていた。
【０００５】また、血管のコンプライアンスにおける変
化もパルス通過時間に影響する。老化、動脈硬化、及び
高血圧が原因で動脈コンプライアンスにおける慢性的な
変化が発生する。動脈コンプライアンスは神経性の影
響、体液性の影響、筋原性の影響、又はその他の影響に
よっても変化する可能性がある。従来の監視システム
は、コンプライアンスによる変化を血圧による変化と区
別することが不可能であった。このため、パルス通過時
間の変動から血圧を計算する際にはある程度の不正確さ
が存在する。
【０００６】従って、より正確な連続非侵襲性血圧測定
技術を提供することが望まれている。
【０００７】
【課題を解決するための手段】血圧を連続的に且つ非侵
襲性で監視する装置は、動物の第１の位置においてイン
ピーダンスを測定する機器を含む。結果として生じるイ
ンピーダンス測定値を使用することにより、第１の位置
で血液量パルスが発生する時が検知される。動物の第２
の位置で血液量パルスが発生する時を検出するためにセ
ンサが設けられる。機器及びセンサに接続されるタイマ
は、第１の位置で血液量パルスが発生する時から第２の
位置で発生する時までに経過する時間間隔を測定する。
プロセッサは、従来のパルス通過時間分析技術を使用し
てタイマにより測定された時間間隔から動物の血圧を取
得する。
【０００８】本発明の一実施例において、動物の胸部イ
ンピーダンスを測定するのにインピーダンスカルジオグ
ラフが使用される。胸部インピーダンス測定の分析によ
り、動物の心臓の大動脈弁が開く時が判定され、その第
１の位置から血圧パルスが放出される。動物の第２の位
置で血圧パルスが発生する時を検知するセンサとしてパ
ルスオキシメータを使用することができる。
【０００９】別の実施例では、インピーダンスプレチス
モグラフが動物の肢の２つの位置においてインピーダン
スを測定し、それらの位置で血圧パルスが発生する時を
検知する。
【００１０】本発明の別の面は心電計の使用を伴う。心
電計をインピーダンスカルジオグラフと共に使用するこ
とにより、心臓拍出量の計算が可能になる。この心臓拍
出量を使用することで血圧導出に対して血管コンプライ
アンスによる影響を補償する。加えて、非連続血圧モニ
タを定期的に作動させ、パルス通過時間分析を校正する
のに使用される基準血圧測定値を生成することができ
る。
【００１１】
【発明の実施の形態】最初に図１を参照する。患者モニ
タ１０は、患者１４の様々な生理的機能に関する情報を
医療担当者に提供する複数のシステムを具備する。具体
的には、患者モニタ１０はインピーダンスカルジオグラ
フ１２、心電計２０、パルスオキシメータ２６、及び非
連続血圧モニタ３２を含む。
【００１２】インピーダンスカルジオグラフ１２は、米
国特許第５，１７８，１５４号に記載されているような
従来の装置のいずれかに基づいていても良い。インピー
ダンスカルジオグラフ１２は、各々が患者の皮膚に接触
する１対の電極を含む４つの電極パッチ１５、１６、１
７、及び１８により患者１４に接続される。電極パッチ
のうちの２つ、１５及び１６は患者の頚部の両側に配置
され、電極パッチの残りの対１７及び１８は胸部の両側
に配置される。別の方法として、各々が１対のストリッ
プ電極を有する個別のバンドを患者の頚部及び胸部の周
囲に配置することもできる。
【００１３】インピーダンスカルジオグラフ１２内の高
周波（例えば、６０ｋＨｚ）発振器の出力が、各頚部の
電極パッチ１５及び１６の一方の電極と各胸部の電極パ
ッチ１７及び１８の一方の電極との間に印加される。こ
の接続により、比較的低いアンペア数の一定の電流信号
が患者１４に挿入され、患者の体内に胸部の縦軸を横断
する一連の等電位面が確立される。インピーダンスカル
ジオグラフ１２内の検知増幅器が４つの電極パッチ１
５、１６、１７、及び１８の他方の電極に結合される。
この検知増幅器は、高周波励磁信号が流れた結果、頚部
と胸部との間に確立された電圧に対応する出力信号を生
成する。励磁電流は一定であるので、検知される電圧は
患者１４の胸部インピーダンス（Ｚ）に比例している。
【００１４】基線胸部インピーダンスにおける変化は、
患者の胸部内での血管内液及び血管外液の変化に関連す
る。胸部インピーダンスの変動は中心血液量の変化と相
互に密接に関連する。このため、心拍出量などの心臓の
活動に関する情報は胸部インピーダンスの１次導関数の
分析から得ることができる。図２は胸部インピーダンス
（Ｚ）及び胸部インピーダンスの１次導関数（ｄＺ／ｄ
ｔ）に対する例示の波形を示す。１次導関数の波形は、
心房の収縮を表すセクションＡ及び大動脈弁が機械的に
開く時点に対応する基準点Ｂを含む。ピークＣは左心室
から大動脈への最大血流量に対応する。従って、１次導
関数の波形の分析を使用して圧脈拍が心臓から血管系へ
と放出される時点を識別することができる。
【００１５】図１に戻ると、心臓内の電気信号を検知す
るために３つの従来の心電計パッチ電極２１、２２、及
び２３が患者の胸部に配置される。これらの電極２１か
ら２３は従来の心電計２０の入力へと接続され、心電計
２０はインピーダンスカルジオグラフ１２への入力とし
て加えられる出力を生成する。心電計２０は図２に示す
ＥＣＧ波形を検知する。心電計２０から得られるデータ
は電極パッチ１５、１６、１７、及び１８からの入力信
号を確認するために使用されるが、このデータによりイ
ンピーダンスカルジオグラフ１２は患者の心室拍出量及
び心臓拍出量を計算することができる。これらのパラメ
ータの値は中央処理装置３０に供給される。
【００１６】血圧の測定に関して、インピーダンスカル
ジオグラフ１２は、患者の大動脈心臓弁が開く時点を示
し、血圧パルスを血管系に送出する出力信号を提供す
る。この信号は標準パルス通過時間回路２４への入力と
して印加される。パルス通過時間回路２４は、従来のパ
ルスオキシメータ２６からも出力信号を受信する。パル
スオキシメータ２６の入力は、患者１４の人差し指に取
り付けられた従来のプローブ２８に接続される。プロー
ブ２８は信号を生成するが、この信号はパルスオキシメ
ータ２６により解釈され、指において血圧パルスがいつ
発生するかが判定される。これを受けて、パルスオキシ
メータ２６はそのパルスイベントをパルス通過時間回路
２４に通知する。
【００１７】パルス通過時間回路２４は、インピーダン
スカルジオグラフ１２から受信した信号によって示され
るように患者の心臓の大動脈弁の開放からパルスオキシ
メータ２６からの出力信号によって示されるように対応
する血圧パルスが人差し指に到達するまでの時間間隔を
測定する。図３を更に参照すると、大動脈弁の開放はイ
ンピーダンスカルジオグラフ１２により検知される胸部
インピーダンス導関数（ｄＺ／ｄｔ）に対する波形上の
基準点Ｇにより示される。パルスオキシメータの波形Ｓ
ｐＯ2上の別の基準点Ｈは、血圧パルスの患者の指への
到達を示す。点Ｇ・Ｈ間の時間間隔ＰＴＴは拡張期通過
時間を示す。点Ｇとパルスオキシメータの波形のピーク
との間の別の時間間隔は収縮期通過時間に対応する。こ
れらの時間間隔の双方はパルス通過時間回路２４により
測定され、患者モニタ１０の中央処理装置３０の入力へ
と加えられる。
【００１８】中央処理装置３０は、マイクロプロセッ
サ、メモリ、及び入出力回路を含むコンピュータ化装置
である。メモリはマイクロプロセッサにより実行される
ソフトウェアプログラムとこれらのプログラムの実行に
おいて使用されるデータとを格納する。入出力回路は中
央処理装置を患者モニタの他の構成要素へと結合する。
中央処理装置３０は、医療担当者が患者モニタ１０とイ
ンタフェースをとる際に使用する操作盤及びディスプレ
イを更に含む。
【００１９】中央処理装置３０はパルス通過時間から血
圧を計算する。この計算を可能にするには、特定の患者
に対するパルス通過時間が血圧と相互に関連付けられて
いなければならない。そのために、中央処理装置３０は
米国特許第４，３６０，０２９号に記載されるような従
来の自動振動計血圧モニタ３２から血圧測定値を受信す
る。
【００２０】続けて図１を参照する。自動血圧モニタ３
２は可撓性チューブ３６により可膨張性カフ３４に接続
される。使用中、可膨張性カフ３４は患者１４の腕に巻
き付けられる。血圧モニタ３２は内部ポンプを定期的に
（例えば、３０分毎）作動させる。これにより、患者１
４の腕の血管内の血流を閉塞することが知られている所
定の圧力になるまでカフ３４は膨張する。例えば、以前
にこの患者から圧力測定値を得ている場合、閉塞圧力は
以前に判定された収縮期血圧より高い所定の量（例え
ば、水銀６０ｍｍ）であっても良い。血圧モニタ３２
は、カフ内の圧力を示す電気信号を生成する圧変換器を
有する。
【００２１】この閉塞圧力が一度得られると、内部の圧
力が測定されると共にカフ３４の制御収縮が発生する。
慣習として、カフは一連の段階を踏んで徐々に収縮し、
「収縮段階圧力」と呼ばれる各段階において呼び圧力を
有する。各段階における瞬時圧力は、患者の血管を介し
た血圧パルシングによりカフ３４に作用する力が原因で
わずかに変動する。この圧力変動は収縮段階圧力に重畳
される。血圧モニタは圧力変動を検知し、そのデータを
使用して既知の技術により患者の収縮期血圧、拡張期血
圧、及び平均血圧に対する値を得る。
【００２２】パルス通過時間（ＰＴＴ）は、式BP = α
(PTT)-γ + β（式中、γは正の数）によって血圧（Ｂ
Ｐ）に関連付けられている。血管の体積弾性（コンプラ
イアンス）とαの項との間には相関関係がある。更に、
体積弾性と一定の血圧水準におけるパルス通過時間との
間にも相関関係がある。このため、αの値とパルス通過
時間との間には関係が存在する。αの値はパルス通過時
間の関数として判定することができる。βの値は非連続
血圧モニタ３２から得られる測定値及びパルス通過時間
回路２４から得られるパルス通過時間を使用して上述の
式を解くことによって判定される。従って、患者の収縮
期血圧及び拡張期血圧は対応するパルス通過時間の測定
値から判定することができる。しかし、血圧モニタ３２
は別の振動計血圧測定値を取得するために定期的に作動
される。この測定値は、パルス通過時間に基づいた連続
血圧測定を再校正するのに使用される。
【００２３】患者モニタ１０の複雑度は、非連続血圧モ
ニタ３２を除去し、従来の人手による聴診法のように医
療担当者が定期的に血圧測定値を得るようにすることに
よって低減させることが可能である。この血圧測定値は
中央処理装置３０の操作盤に入力され、パルス通過時間
を使用する連続血圧測定が校正される。
【００２４】本発明の連続血圧監視技術は、血圧パルス
がいつ実際に心臓から放出されたかを判定するのにイン
ピーダンスカルジオグラフィを使用するため、従来のパ
ルス通過時間ベースの装置よりも精度が高い。これによ
り、ＥＣＦ信号に依存して放出されるパルスを示す従来
のモニタにおける心臓前駆出期の変動による誤差が除去
される。
【００２５】加えて、インピーダンスカルジオグラフに
より判定される心臓拍出量は、中央処理装置３０によっ
て血管のコンプライアンスによるパルス通過時間におけ
る変化を補償するのに使用される。血管のコンプライア
ンスが一定である場合、血圧における変化によりパルス
通過時間には対応する変動が生じる。しかし、血管コン
プライアンスは変化する可能性があるので、血圧とパル
ス通過時間との間の関係を混乱させることになる。血管
コンプライアンスが一定である場合、拍出量の増加は血
圧の上昇につながるであろうことも知られている。拍出
量と血圧との間の関係が変化する場合（校正で測定され
るように）、コンプライアンスが変化したと結論付ける
ことができる。従って、これを使用してパルス通過時間
と血圧との間の関係を調整することが可能である。
【００２６】図４は本発明による血圧を測定するための
装置の代替実施例を示す。装置３８は図１の実施例と同
様であり、同一の構成要素には同じ符号が付される。主
な相違は、第２実施例がインピーダンスカルジオグラフ
を利用しない点にある。後者の装置３８は、患者４１の
腕の２箇所におけるインピーダンスを検知するインピー
ダンスプレチスモグラフ４０を代わりに使用する。その
ために、第１の電極バンド４２は患者の上腕の周囲に配
置され、第２の電極バンド４４は手首の周囲に配置され
る。各バンド４２及び４４は、その間に高周波励磁信号
が印加される電極とインピーダンスプレチスモグラフ４
０内の個別の検知増幅器に接続される１対の電圧検知電
極とを有する。
【００２７】インピーダンスプレチスモグラフ４０は、
電極バンド４２及び４４のうちの１つが配置される各位
置で患者の腕のインピーダンスを測定する点において、
先に説明したインピーダンスカルジオグラフと同様に動
作する。これらのインピーダンスは、各電極バンドの下
の動脈及び静脈を介して血液が脈動する際に変動する。
血圧パルスが図５に示すように第１の電極バンド４２及
び第２の電極バンド４４の位置に到達するとき、インピ
ーダンスプレチスモグラフ４０は個別の電気信号を生成
する。尚、本実施例において波形上の基準点は、最大極
点を使用することによって収縮期血圧、最小極点を使用
することによって拡張期血圧、及び波形の中間点を使用
することによって平均血圧をそれぞれ得るために使用さ
れる。
【００２８】従って、パルス通過時間回路２４は、血圧
パルスが第１の電極バンド４２に到達するときにはイン
ピーダンスプレチスモグラフ４０から信号パルスを受信
し、血圧パルスが第２の電極バンド４４に到達するとき
には別の信号パルスを受信する。パルス通過時間回路２
４は、これらの信号パルスの受信の時間間隔を測定する
ことによって応答する。この時間間隔は、図１の患者モ
ニタ１０における時間間隔と同様に血圧の判定に使用さ
れる。
【００２９】また、インピーダンスプレチスモグラフ４
０は腕の血液量の変化の心拍間測定値を提供する。この
測定値はその腕の血管コンプライアンスにおける変化の
推定値として使用することができる。言い換えれば、血
圧が一定の場合、腕の血液量は各心拍周期中に同量だけ
変動すべきである。血液量の変動における変化は血管の
コンプライアンスにおける変化が原因であろう。このた
め、この変化を定量化して中央処理装置３０による血圧
の計算における補償係数として使用することができる。
【００３０】図６は本発明による第１の血圧測定プロセ
スのフローチャートである。このプロセスはステップ２
００で開始される。ステップ２００において、インピー
ダンスカルジオグラフ１２から胸部インピーダンス信号
が受信され、ステップ２０１でこの信号が格納される。
パルスオキシメータモニタ２６及びプローブ２８により
生成された信号はステップ２０２において格納される。
これらの格納された信号は、ステップ２０３及び２０４
において適切な基準点を選択することによって分析され
る。拡張期血圧の場合、図３に示すように、選択された
基準点はインピーダンスカルジオグラフ波形上の大動脈
弁の開放であると同時に血液量パルスの最小極点であ
る。基準点が一度検知されると、中央処理装置３０はパ
ルス通過時間（ＰＴＴ）を測定する。
【００３１】ステップ２０６において、ＥＣＧ信号が心
電計２０から受信され、インピーダンスカルジオグラフ
１２からのインピーダンス信号と合成される。ステップ
２０８において拍出量が計算される。ステップ２０９に
おいて、拍出量が変化した場合、ステップ２１０におい
て、コンプライアンス調整が再計算される。変化がない
場合、既存のコンプライアンス調整が使用される。
【００３２】血圧校正が中央処理装置３０に格納されて
いない場合、ステップ２１２において、間欠性血圧が活
性化される。この場合、プロセスはステップ２１３へと
分岐する。ステップ２１３において、間欠性非侵襲性血
圧（ＮＩＢＰ）判定が開始される。ステップ２１４にお
いて、従来の技法を使用してＮＩＢＰが取得・格納され
る。ステップ２１６において、カフの圧力波形が受信さ
れる。再校正が必要でない場合、ステップ２１５におい
て、以前に格納されたＮＩＢＰ値が取得される。受信さ
れたデータはステップ２１６においてＰＴＴ及びコンプ
ライアンス調整と共に使用され、連続非侵襲性血圧値が
計算される。
【００３３】図７は本発明の第２実施例に対する信号処
理のフローチャートである。この処理はステップ１００
で開始される。ステップ１００において、インピーダン
スプレチスモグラフ４０からインピーダンス信号が受信
される。この信号はステップ１０１及び１０２において
格納される。格納された信号はステップ１０３において
適切な基準点を選択することにより分析される。拡張期
血圧を推定すると、選択された基準点は図５に示す血液
量パルス５１及び５２の最小極値である。基準点が一度
検知されると、ステップ１０４において、中央処理装置
３０によりパルス通過時間（ＰＴＴ）が測定される。
【００３４】ステップ１０６及び１０８において２つの
インピーダンスパルスから判定される血液量の変化は、
その心拍に対する血液量の変化を判定するのに使用され
る。ステップ１０９において、血液量が変化した場合、
ステップ１１０において、血管コンプライアンス調整が
再計算される。変化がない場合、既存の血管コンプライ
アンス調整が使用される。
【００３５】ステップ１１２において、定期的な間隔で
必要とされるであろう再校正を装置が必要とするか否か
が判定される。再校正が必要な場合、プロセスはステッ
プ１１３へと分岐する。ステップ１１３において、間欠
性非侵襲性血圧（ＮＩＢＰ）判定が開始される。ステッ
プ１１４において、従来の技法を使用してＮＩＢＰが計
算・格納される。ステップ１１６において、カフの圧力
波形が受信される。再校正が必要でない場合、ステップ
１１５において、以前に格納されたＮＩＢＰ値が取得さ
れる。ステップ１１６において、データはＰＴＴ及びコ
ンプライアンス調整と共に使用され、連続非侵襲性血圧
値が計算される。
【００３６】以上の説明は主に本発明の好適な実施例に
関する。本発明の趣旨の範囲内にある種々の代替例も考
慮されているが、当業者は本発明の各実施例の開示から
明らかなその他の代替例も認識するであろうことが予期
される。従って、本発明の趣旨は特許請求の範囲から判
定されるべきであり、上述の開示により限定されるべき
ではない。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明に係る装置の第１実施例のブロック
図。
【図２】 心電図に対する信号、胸部インピーダンスに
おける変化、胸部インピーダンスの１次導関数を表す１
組の波形を示す図。
【図３】 心電計信号と、胸部インピーダンスカルジオ
グラフの１次導関数と、パルスオキシメータ信号との間
の関係を示す特性図。
【図４】 本発明に係る装置の第２実施例のブロック
図。
【図５】 第２実施例により使用される信号波形を示す
図。
【図６】 本発明による第１の血圧測定プロセスのフロ
ーチャート。
【図７】 本発明の第２実施例に対する信号処理のフロ
ーチャート。
【符号の説明】
１０…患者モニタ、１２…インピーダンスカルジオグラ
フ、１４、４１…患者、２４…パルス通過時間回路、２
８…プローブ、３０…中央処理装置、４０…インピーダ
ンスプレチスモグラフ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ブルース・エー・フリードマン アメリカ合衆国、フロリダ州、タンパ、ウ エスト・ラインボー・アベニュー・ナンバ ー322、12157番 (72)発明者 リチャード・メデロ アメリカ合衆国、フロリダ州、タンパ、サ ウス・ラグーン・ストリート、8816番 (72)発明者 ローレンス・ティー・ハーシュ アメリカ合衆国、フロリダ州、タンパ、パ イニー・レーン・ドライブ、5812番 (72)発明者 サイ・コルーリ アメリカ合衆国、フロリダ州、タンパ、ク イーンズ・パーク・ドライブ、10124番 Ｆターム(参考） 4C017 AA03 AA08 AA09 AA19 AB01 AB02 AB03 AB04 AB10 AC01 AC16 AC26 AD01 BC11 FF05 4C027 AA06 CC00 GG05 GG09 KK03 KK05

Claims (25)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 動物（１４）の血圧を連続的に且つ非侵
    襲性で監視する装置（１０）において、 前記動物（１４）のインピーダンスを測定し、そのイン
    ピーダンスから血液量パルスが前記動物（１４）の心臓
    から放出される時を検出する機器（１２、４０）と、 前記動物（１４）の別の位置で発生する血液量パルスを
    検出するセンサ（２８、４０）と、 前記機器（１２、４０）及び前記センサ（２８又は４
    ０）に接続され、血液量パルスが前記心臓から放出され
    る時から前記動物（１４）の前記別の位置で血液量パル
    スが発生する時までに経過する時間間隔を測定するタイ
    マ（２４）と、 前記タイマ（２４）により測定された前記時間間隔から
    前記動物（１４）の前記血圧を取得するプロセッサ（３
    ０）とを具備する装置（１０）。
  2. 【請求項２】 前記タイマ（２４）は、血液量パルスが
    前記心臓から放出される時から前記センサ（２８又は４
    ０）により検知された前記血液量パルス上の所定の基準
    点までに経過する時間間隔を測定する請求項１記載の装
    置（１０）。
  3. 【請求項３】 前記所定の基準点は、前記血液量パルス
    が最小値を有する点であり、前記プロセッサ（３０）に
    より得られる前記血圧は拡張期血圧に対応する請求項２
    記載の装置（１０）。
  4. 【請求項４】 前記所定の基準点は、前記血液量パルス
    が最大値を有する点であり、前記プロセッサ（３０）に
    より得られる前記血圧は収縮期血圧に対応する請求項２
    記載の装置（１０）。
  5. 【請求項５】 前記所定の基準点は、前記血液量パルス
    の中点であり、前記プロセッサ（３０）により得られる
    前記血圧は平均動脈血圧である請求項２記載の装置（１
    ０）。
  6. 【請求項６】 前記センサ（２８又は４０）は、パルス
    オキシメータ（２６）である請求項１記載の装置（１
    ０）。
  7. 【請求項７】 前記機器（１２）は、前記動物（１４）
    の胸部インピーダンスを測定し、前記胸部インピーダン
    スから血液量パルスが前記心臓から放出される時を判定
    するインピーダンスカルジオグラフ（１２）である請求
    項１記載の装置（１０）。
  8. 【請求項８】 前記インピーダンスカルジオグラフ（１
    ２）は、前記胸部インピーダンスを使用して前記心臓の
    大動脈弁が開く時を判定する請求項７記載の装置（１
    ０）。
  9. 【請求項９】 前記インピーダンスカルジオグラフ（１
    ２）に接続されることで心臓拍出量の測定を可能にする
    心電計（２０）を更に具備し、前記プロセッサ（３０）
    は、前記心臓拍出量の測定により前記血圧の測定に対し
    て血管コンプライアンスによる影響を補償する請求項７
    記載の装置（１０）。
  10. 【請求項１０】 前記プロセッサ（３０）は、以下の
    式： BP = α(PTT)-γ + β 式中、α及びβは動物（１４）に対する定数、γは正の
    数に従って前記時間間隔（ＰＴＴ）から前記血圧（Ｂ
    Ｐ）を取得し、前記心臓拍出量の測定を使用してαを変
    更する請求項９記載の装置（１０）。
  11. 【請求項１１】 前記プロセッサ（３０）は、以下の
    式： BP = α(PTT)-γ + β 式中、α及びβは動物（１４）に対する定数、γは正の
    数に従って前記時間間隔（ＰＴＴ）から前記血圧（Ｂ
    Ｐ）を取得し、前記心臓拍出量の測定を使用してβを変
    更する請求項９記載の装置（１０）。
  12. 【請求項１２】 前記センサ（２８又は４０）は、前記
    別の位置で前記動物（１４）の所与のインピーダンスを
    測定し、その所与のインピーダンスから前記血液量パル
    スが前記別の位置で発生する時を判定するインピーダン
    スプレチスモグラフ（４０）を備える請求項１記載の装
    置（１０）。
  13. 【請求項１３】 前記プロセッサ（３０）に血圧の基準
    測定値を定期的に供給する非連続血圧モニタ（３２）を
    更に具備する請求項１記載の装置（１０）。
  14. 【請求項１４】 前記プロセッサ（３０）は、前記血圧
    の基準測定値を使用して前記タイマ（２４）により測定
    される前記時間間隔から前記血圧の導出を校正する請求
    項１３記載の装置（１０）。
  15. 【請求項１５】 動物（１４）の血圧を連続的に且つ非
    侵襲性で監視する装置（１０）において、 前記動物（１４）の胸部インピーダンスを測定し、その
    胸部インピーダンスから血液量パルスが心臓から放出さ
    れた時を検出するインピーダンスカルジオグラフ（１
    ２）と、 前記インピーダンスカルジオグラフ（１２）に接続され
    る心電計（２０）と、 血液量パルスが前記動物（１４）の第２の位置で発生す
    る時を検出するセンサ（２８又は４０）と、 前記インピーダンスカルジオグラフ（１２）及び前記セ
    ンサ（２８又は４０）に接続され、血液量パルスが前記
    心臓から放出される時から前記第２の位置で血液量パル
    スが発生する時までに経過する時間間隔を測定するタイ
    マ（２４）と、 前記タイマ（２４）により測定された前記時間間隔から
    前記動物（１４）の前記血圧を取得するプロセッサ（３
    ０）とを具備する装置（１０）。
  16. 【請求項１６】 前記センサ（２８又は４０）は、前記
    動物（１４）の第２の位置で別のインピーダンスを測定
    し、それから前記第２の位置で血液量パルスが発生する
    時を判定する請求項１５記載の装置（１０）。
  17. 【請求項１７】 前記センサ（２８又は４０）は、パル
    スオキシメータ（２６）である請求項１５記載の装置
    （１０）。
  18. 【請求項１８】 前記血圧の基準測定値を使用して前記
    タイマ（２４）により測定される前記時間間隔から前記
    動物（１４）の前記血圧の導出を校正する前記プロセッ
    サ（３０）に血圧の基準測定値を定期的に供給する非連
    続血圧モニタ（３２）を更に具備する請求項１５記載の
    装置（１０）。
  19. 【請求項１９】 インピーダンスカルジオグラフ（１
    ２）は、心電計（２０）からの情報を使用して前記動物
    （１４）の前記心臓の拍出量の測定値を生成する請求項
    １５記載の装置（１０）。
  20. 【請求項２０】 拍出量の測定が前記プロセッサ（３
    ０）に加えられ、前記プロセッサ（３０）は、前記拍出
    量の測定を使用して前記動物（１４）の前記血圧の導出
    に対して血管コンプライアンスによる影響を補償する請
    求項１９記載の装置（１０）。
  21. 【請求項２１】 心臓を有する動物（１４）の血圧を連
    続的に且つ非侵襲性で監視する方法において、 前記動物（１４）の胸部インピーダンスを測定すること
    と、 前記胸部インピーダンスから血液量パルスが前記心臓か
    ら放出される時を判定することと、 前記動物（１４）の別の位置で発生する血液量パルスを
    検知することと、 血液量パルスが心臓から放出される時から前記別の位置
    における前記血液量パルスの発生までに経過する時間間
    隔を測定することと、 前記タイマ（２４）により測定された前記時間間隔から
    前記動物（１４）の前記血圧を取得することとから成る
    方法。
  22. 【請求項２２】 前記動物（１４）の心臓の活動を表す
    心電図波形を生成することと、 前記胸部インピーダンス及び前記心電図波形に応答して
    心臓拍出量測定値を取得することと、 前記心臓拍出量測定値を使用して前記動物（１４）の前
    記血圧の導出に対して血管コンプライアンスによる影響
    を補償することとを更に含む請求項２１記載の方法。
  23. 【請求項２３】 血液量パルスが第２の位置で発生する
    時の検知は、前記動物（１４）の前記第２の位置でイン
    ピーダンスを測定することを含む請求項２１記載の方
    法。
  24. 【請求項２４】 非連続血圧モニタ（３２）を定期的に
    作動させ、血圧の基準測定値を生成することを更に含む
    請求項２１記載の方法。
  25. 【請求項２５】 前記血圧の基準測定値を使用して前記
    動物（１４）の前記血圧の導出を校正することを更に含
    む請求項２４記載の方法。
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