JP2003503094A - 動脈血圧の非侵襲性決定方法と装置 - Google Patents

動脈血圧の非侵襲性決定方法と装置

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Abstract

(57)【要約】 圧力測定状態中に被検者の平均動脈血圧（ＭＡＰ）を決定する方法と装置。１実施の形態では、装置は、人間被検者の手頸の橈骨動脈の上に置かれた１つ以上の圧力トランスジューサと超音波トランスジューサを含み、後者は動脈の可変圧縮の期間中血液速度の測定をできるように音響エネルギーを伝達しかつ受信する。圧縮中、超音波速度波形が記録されかつ時間−周波数分析を使用して処理される。平均時間−周波数分布が最大である時刻は経壁圧がゼロに等しい時刻に相当し、及びトランスジューサによって読み出された平均圧力は動脈内の平均圧力に等しい。本発明の他の態様では、超音波トランスジューサは、測定の正確さを最最大にするように動脈の上にトランスジューサを位置決めするために使用される。本発明のなお他の態様では、上述の装置を使用して血圧を測定するたに有効な手頸装具が開示される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （発明の背景） （発明の分野） この発明は、一般に、生活被検者の血圧を監視する方法と装置、特に、音響技
術を使用して動脈血圧の被侵襲性（ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ）監視に関する。
【０００２】 （関連技術の説明） ３つの周知の技術が被検者の動脈血圧波形を非侵襲性監視するために使用され
ている。それらは、すなわち、聴診法（ａｕｓｃｕｌｔａｔｉｏｎ）、振動測定
法（ｏｓｃｉｌｌｏｍｅｔｒｙ）、及び圧力測定法（ｔｏｎｏｍｅｔｒｙ）であ
る。聴診技術と振動測定技術の両方は、被検者の上腕動脈を閉そくする（ｏｃｃ
ｌｕｄｅ）標準膨張性アーム・カフ（ａｒｍ ｃｕｆｆ）を使用する。聴診技術
は、カフを緩慢に収縮させるに連れて起こる或る種のコロトコフ（Ｋｏｒｏｔｋ
ｏｆｆ）音を監視することによって被検者の収縮期血圧（ｓｙｓｔｏｌｉｃ ｐ
ｒｅｓｓｕｒｅ）と拡張期血圧（ｄｉａｓｔｏｌｉｃ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）を決
定する。振動測定技術は、他方、これらの血圧ばかりでなく、カフが収縮される
に連れて起こる実血圧変化を測定することによって被検者の平均血圧を決定する
。両技術は、カフを交互に膨張かつ収縮させる必要が理由で、断続的にのみ血圧
値を決定し、かつそれらの技術は被検者の実血圧波形を再現することができない
。それゆえ、連続的な、拍動間（ｂｅａｔ−ｔｏ−ｂｅａｔ）血圧監視は、これ
らの技術を使用して達成することはできない。
【０００３】 上に短く説明した種類の閉そく（ｏｃｃｌｕｓｉｖｅ）カフ器械は、被検者の
血圧の長期傾向を検知するには一般に有効である。しかしながら、このような器
械は短期血圧変動を検知するには有効であったことはなく、短期血圧変動は外科
を含む多くの医療応用に決定的に重要である。
【０００４】 動脈圧力測定法の技術は、医療技術にまた周知である。動脈圧力測定法の理論
に従うと、橈骨動脈（ｒａｄｉａｌ ａｒｔｅｒｙ）のような充分な骨性支持を
伴う浅動脈（ｓｕｐｅｒｆｉｃｉａｌ ａｒｔｅｒｙ）内の血圧は、経壁圧（ｔ
ｒａｎｓｍｕｒａｌ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）がゼロに等しいとき、圧平（ａｐｌａ
ｎａｔｉｏｎ）掃引中に正確に記録されるといえる。用語、「平圧」は、動脈に
印加される圧力を変動させるプロセスを指す。圧平掃引は、動脈上への圧力を過
圧縮から不足圧縮へ又はこの逆に変動させる時間間隔を指す。漸減（ｄｅｃｒｅ
ａｓｉｎｇ）圧平掃引の開始には、動脈は「ドッグ・ボーン（ｄｏｇ ｂｏｎｅ
）」形状に過圧縮されるので、圧力パルスは記録されない。掃引の終で、動脈は
不足圧縮されるので、最小振幅圧力パルスが記録される。掃引内では、動脈壁張
力が圧力計表面に平行である間中に平圧が起こると仮定する。ここで、動脈血圧
は圧力計表面に垂直でありかつ圧力計センサによって検出された唯一の応力であ
る。この圧力で、得られた最大ピーク間振幅（「最大拍動（ｍａｘｉｍｕｍ ｐ
ｕｌｓａｔｉｌｅ）」圧は、ゼロ経壁圧に相当する。この理論は、図１にグラフ
的に例示してある。図１で、骨又は他の堅牢な部材は動脈の下にあると仮定して
いる。
【０００５】 圧力測定技術を実施する１つの先行技術の装置は、末梢動脈（ｐｅｒｉｐｈｅ
ｒａｌ ａｒｔｅｒｙ）、例えば、橈骨動脈の上に横たわる組織に印加されるミ
ニアチャ圧力トランスジューサの堅牢なアレイを含む。それらのトランスジュー
サは、各々が下に横たわる被検者の組織内の機械力を直接検知し、及び各々が下
に横たわる動脈の小部分のみをカバーするように寸法を与えられている。アレイ
は、組織に対して圧迫されて、その下に横たわる動脈を圧平し、それによって動
脈内の拍動間圧力変動を組織を通してトランスジューサの少なくとも或るものに
結合させる。被検者上のアレイの位置にかかわらず、少なくとも１つのトランス
ジューサが動脈の上に常にあることを保証するために異なったトランスジューサ
どうしのアレイが使用される。しかしながら、圧力計のこの型式は、いくつかの
欠点を抱えている。第１に、離散トランスジューサのアレイは、一般に、検知さ
れる動脈の上に横たわる被検者の組織の連続輪郭と自動的には両立しない。これ
は、歴史的に、結果のトランスジューサ信号に不正確さを生じことに立ち至る。
更に、或る場合には、この非両立性が組織外傷及び神経破壊を引き起こすおそれ
がりかつ末梢組織への血液流を制限するおそれがある。
【０００６】 先行技術の圧力測定システムは、監視される被検者上の圧力トランスジューサ
の配向にまた極めて敏感である。特に、このようなシステムは、トランスジュー
サと動脈との間の角関係が「最適」入射角から変動するとき精確性の劣化を示す
。これは重要な考慮すべき問題である。といのは、２つの測定がおよそ装置を動
脈に対して精確に同じ角に置く又は維持するためしはないからである。
【０００７】 おそらく動脈圧力測定システムの最も重大な欠点は、一般に動脈壁圧縮のレベ
ルを連続的に監視しかつゼロ経壁圧という最適レベルへ調節するそれらの不能力
性である。一般に、動脈壁圧縮の最適化は、周期的再校正によってのみ達成され
ている。これは被検者監視機能の中断を必要としており、中断は決定的に重要な
期間に起こるおそれがある。この不能力性は、臨床環境での圧力計の受入れを厳
しく制限する。
【０００８】 また注意するのは、上に説明した最大拍動理論は、現在までの所、切除された
犬の動脈、かつ生きて（ｉｎ ｖｉｖｏ）いないものについて証明されているに
過ぎないことである。例えば、ドルツヴィッキ・Ｇ・Ｍ他、「大腿動脈に対する
経壁圧−面積関係の一般化」第７回年次ＩＥＥＥ・ＥＭＢＳ会議、１９８５、５
０７〜５１０頁（Ｄｒｚｅｗｉｅｃｋｉ，Ｇ．Ｍ，ｅｔ ａｌ，“Ｇｅｎｅｒａ
ｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｔｒａｎｓｍｕｒａｌ ｐｒｅｓｓｕｒｅ−
ａｒｅａ ｒｅｌａｔｉｏｎ ｆｏｒ ｔｈｅ ｆｅｍｏｒａｌ ａｒｔｅｒｙ
”，７thＡｎｎｕａｌ ＥＭＢＳ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ，１９８５，ｐｐ．５
０７−５１０）参照。したがって、最大ピーク間振幅は、生きているものでは、
経壁圧がゼロに等しい動脈血圧では起こらないかもしれない。事実、２つの先行
技術圧力測定システムを使用して本明細書の出願人によって遂行された逸話的研
究（それらのシステムで以て多数の試験条件の下で数百の圧平掃引が記録された
）中、上に説明した最大拍動理論は掃引の直前と直後に行った２つのカフ血圧測
定の平均と一貫して類似した測定された平均動脈血圧（ｍｅａｎ ａｒｔｅｒｉ
ａｌ ｐｒｅｓｓｕｒｅ； ＭＡＰ）を決して生じなかった。これらのファクタ
は、先行技術の最大拍動理論の装置が測定されたＭＡＰに重大な誤りを生じるら
しいことを示唆する。
【０００９】 上述に基づいて、雑音及び被検者の動きに対する感受性を低めたかつ被検者上
の装置の配置に敏感でない、被検者の動脈血圧を非侵襲的にかつ連続的に監視す
る装置と関連方法の明らかな必要が存在する。このような改善された装置と方法
は、被検者上で使用されている間にシステムの頻繁な再校正の必要をまた回避す
ることになる。更になお、装置の被検者と接触する或る種の構成要素を使い捨て
にし、それによってこれらの構成要素の規則間隔での費用有効的交換を見込むこ
とが好ましいことになる。
【００１０】 （発明の概要） 本明細書に開示された発明は、被検者の動脈血圧を非侵襲的に監視する改善さ
れた装置と方法を用意することによって上述の必要に取り組むことである。
【００１１】 本発明の第１態様では、被検者の平均動脈血圧を測定する改善された方法が開
示される。１実施の形態では、その方法は、圧力トランスジューサと超音波トラ
ンスジューサの両方を被検者の動脈の上に置くこと、動脈を過圧縮の状態から不
足圧縮の状態へ圧縮（圧平）するために動脈に印加される圧力を変動させること
、時間の関数として上に挙げた圧力トランスジューサを経由して動脈血圧を測定
すること、超音波トランスジューサを経由して音響パルスを発生すること、（そ
れらのパルスによって生成された周波数偏移を使用して時間の関数としての血液
速度及び時間−周波数分布のような）少なくとも１つのパラメータを測定するこ
と、及びその少なくとも１つのパラメータを平均動脈血圧（ＭＡＰ）と相関させ
ることを含む。
【００１２】 本発明の第２態様では、血圧測定と関連した信号対雑音比を最大にするように
被検者の手頸上にトランスジューサを配置する援助をするために上述の音響パル
スが使用される。１実施の形態では、超音波トランスジューサが注目の動脈を横
切ってトランスバースに（ｔｒａｖｅｒｓｅｌｙ）動かされるに連れてこのトラ
ンスジューサによって受信される反響（エコー）の振幅が超音波受信器回路によ
って測定される。このトランスジューサは、反響の振幅を最小にするようにファ
ジィ論理制御回路を使用して位置決めされる。
【００１３】 本発明の第３態様では、被検者内の平均動脈血圧（ＭＡＰ）を非侵襲的かつ連
続的に測定するために有効な改善された圧力測定装置が開示される。１実施の形
態では、その装置は圧力トランスジューサと超音波トランスジューサの両方を含
み、これらは、信号処理回路素子を支持することと関連して、それぞれ、動脈圧
平と動脈血液速度の両方を測定する。これらのトランスジューサは、被検者の手
組の内面に連れ添う。これらのトランスジューサとそれらの関連処理回路素子は
、音響パルスを発射しかつ血液内に存在する細胞からの音響エネルギーの帰り又
は反射でのドップラー偏移を測定することによって、圧平掃引中、すなわち、動
脈が過圧縮されるときに開始しかつ動脈が不足圧縮されるときに終わる時間間隔
中、橈骨動脈内の血液速度を追跡する。時間−周波数分布は、ディジタル信号プ
ロセッサ（ＤＳＰ）上で実行するアルゴリズムによって計算されるに従って、速
度データから決定される。時間−周波数分布が最大にされる時刻は経壁圧がゼロ
に等しい時刻に相当し、及び圧力トランスジューサによって読み出された平均血
圧はＭＡＰに等しい。この装置を使用する圧平と血液速度の測定は、被検者の手
頸上のそれらトランスジューサの配向によってほとんど影響されない。
【００１４】 本発明の第４態様では、改善された圧平及びトランスバース（ｔｒａｖｅｒｓ
ｅ）位置決めモータ組立て体が上に説明した圧力測定装置と共に使用されるため
に開示される。１実施の形態では、その組立て体は、制御回路からのファジィ論
理信号に応答しての動脈の圧平（圧縮）用第１モータばかりでなく、動脈上のト
ランスジューサのトランスバース位置決め用に超音波受信器（と関連ファジィ論
理制御回路）に動作上接続された第２モータを含む。モータ組立て体は、トラン
スジューサに結合され、かつ圧平モータが下に説明する手頸装具に対する反力を
介して被検者の動脈に圧縮力を働かすように、この手頸装具内に堅く受け入れら
れる。
【００１５】 本発明のこれら及び他の特徴は、添付図面と関連して行われる、本発明につい
ての次の説明から明白になる。
【００１６】 （発明の詳細な説明） 図面を参照するが、これらの図面全体を通して同様の番号は同様の部品を指す
。
【００１７】 注意するのは、本発明を人間被検者の橈骨動脈（すなわち、手頸）上に使用さ
れるのに適した動脈血圧を監視する方法と装置に関して本明細書に説明するが、
本発明は、思うに、また人間身体上の他の位置での動脈血圧ばかりでなく、他の
温血種について血圧を監視するために具体化されかつ適合しているといえる。こ
のような適合及び代替実施の形態は本明細書に添付の特許請求の範囲に入ると考
える。
【００１８】 図１と２に帰って、本発明の仮説最大動脈直径圧平概念を説明する。図１に関
して先に説明した先行技術圧力測定理論の下で、最大拍動圧はゼロ経壁圧の状態
に、すなわち、動脈血圧が動脈壁表面１０４に垂直でありかつ圧力計圧力トラン
スジューサ（図示してない）によって検出された唯一の圧力である時点１０２に
相当すると仮定する。それゆえ、この理論を利用する先行技術の圧力測定システ
ムは、動脈内の最大ピーク間血圧を測定しかつこの血圧をゼロ経壁圧の状態と相
関させる。
【００１９】 しかしながら、本明細書に開示した発明では、先行技術におけるように最大拍
動圧を検出するよりはむしろ１つ以上の他のパラメータを評価することによって
最適圧平を見付ける。すなわち、１実施の形態では、本発明は、圧平掃引中に最
大時間−周波数分布を推定する。最大時間−周波数分布は、なかでも、最大動脈
直径を表示するといえる。本明細書に使用されるように、用語［直径」は、特定
次元又は特定方向及び特定時点で測定された血管の実直径ばかりでなく、限定す
ることなく、特定時間間隔にわたって計算された平均直径、血管上の位置の関数
としての平均直径、及び最大拡張期直径（付録Ａ）を含む。本発明の最大時間−
周波数方法では、外部印加圧力が充分に低下しているので内部圧力がそれに対向
する平圧掃引中の時点２０１で最適平圧が起こって、反応性充血の結果としてサ
ジッタル（ｓａｇｉｔｔａｌ）動脈直径を過渡的にその最大まで増大させると仮
定する。この現象は、図２に示したように、真平均動脈血圧で起こることがあり
、この間に経壁圧はゼロに等しい。
【００２０】 （平均動脈血圧（ＭＡＰ）を測定する方法） 図３ａを参照して、本発明に従う平均動脈血圧を測定する最大時間−周波数方
法の１実施の形態を説明する。図３ａの方法３００では、圧力トランスジューサ
と超音波トランスジューサ（図５、６、及び７を参照して下に更に詳細に説明さ
れる）がステップ３０２で被検者の橈骨動脈の上側にまず全体的に位置決めされ
る。医療科学で周知のように、人間の橈骨動脈は、表面組織の下で手頸と前腕の
内面に沿って縦方向に走る。超音波及び圧力トランスジューサの非常に精確なト
ランスバース位置決めが一連の音響パルスを発生することによってステップ３０
４で完遂され、これは組織及び／又は動脈内の赤血球との相互作用を介して反響
を生成する。これらの反響の振幅は位置の関数として測定され、かつトランスジ
ューサ要素のトランスバース位置はその振幅が最小になるように調節される。動
脈の中心の上に横たわる位置では、反響は、組織による吸収に比較して、血液に
よってほとんど吸収される。動脈上への正確な位置決めは、信号対雑音比（ＳＮ
Ｒ）を高め、したがって、血圧測定の正確度を向上する。
【００２１】 次に、ステップ３０６で、選択された動脈の漸減圧平掃引を開始する。圧平掃
引は、図２に示したそれと似た断面が得られるように、上に挙げた圧力トランス
ジューサを使用して動脈をその下に横たわる骨（又は他の堅牢な部材）に対して
圧縮する。掃引が進行するに連れて、動脈の圧縮は動脈が最終的に全く圧縮され
なくなるまで次第に減じられる。圧平掃引の進行中、圧力トランスジューサを使
用して、各心拍中の動脈内の圧力が測定され、かつ各圧力波形の平均値がステッ
プ３０７で計算される。ステップ３０６の圧平掃引と同時に、ステップ３０８で
音響パルスが発生されかつ超音波トランスジューサを使用して動脈内へ伝達され
る。これらのパルスは（動脈壁、及び被検者の血液内の赤血球のような）種々の
構造又は動脈内の実体によって反射され、及びその後ステップ３１０で超音波ト
ランスジューサによって周波数偏移として受信される。次に、ステップ３１２で
、血液速度と時間−周波数分布が受信された周波数偏移を使用して計算される。
特に、動脈内を流れる血液内の血球によって反射されたそれら反響の周波数は、
伝達された音響パルスのそれと赤血球の運動に因り異なることになる。周波数に
おけるこの周知の「ドップラー偏移」は、血液速度を計算するために使用される
。伝達されたパルスの他の成分は、（動脈壁１０４のような）静止物体によって
有効に反射される。これらの反響の位相は、時間−周波数分布を計算するために
使用される。血液速度と時間−周波数分布の計算は、図３ｂと３ｃに関して下に
更に詳細に説明する。０Ｈｚにおける平均時間−周波数分布がステップ３１２で
各心拍中に計算される。ステップ３３６で、ステップ３１２で得られた平均時間
−周波数分布は、圧平掃引中に起こる最大平均時間−周波数値の位置を求めるた
めに分析される。最大時間−周波数分布に相当する平均動脈血圧が次いでステッ
プ３３８で識別される。この平均動脈血圧値は、ステップ３４０でＭＡＰとして
ユーザに提供される。
【００２２】 図３ｂを参照して、本発明に従う血液速度と時間−周波数分布を決定する方法
の第１実施の形態を説明する。図３ｂに示したように、ステップ３１２のサブス
テップ３１４は、平均血液速度 を得るためにドップラー偏移ｆdと式１を使用することを含む。
【００２３】
【数１】
【００２４】 ここに、ｆ0は伝達された信号周波数であり、θは動脈の縦軸に垂直なベクトル
に関連した音響エネルギーの伝達角（ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ ａｎｇｌｅ）
であり、及びｃは軟組織内の音速である。
【００２５】 図３ｂの実施の形態では、数学技術で周知の型式の時間−周波数表現を血液速
度について計算する。時間−周波数表現は、時刻ｔ及び角速度ωでの一次元信号
のエネルギーの小部分の二次元マッピングである。このジョイント・エネルギー
密度Ｐ（ｔ，ω）は、量子力学におけるその歴史的利用に照らして、「確率分布
（ｐｒｏｂａｂｉｌｉｔｙ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ）」又は「分布（ｄｉｓ
ｔｒｉｂｕｔｉｏｎ）」と普通称する。この分布は、式２に示した形を使用して
図３のステップ３１６に説明される。
【００２６】
【数２】
【００２７】 ここに、ｄθとｄτは見掛け積分変数（ｄｕｍｍｙ ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ
ｖａｒｉａｂｌｅ）であり、λ（θ，τ）はカーネル（ｋｅｒｎｅｌ）として知
られた二次元関数であり、及びｕ（ｔ）は入力信号である。最も簡単な分布はウ
ィグナー分布（Ｗｉｇｎｅｒ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ））又はウィグナー・
ヴィレ分布（Ｗｉｇｎｅｒ−Ｖｉｌｌｅ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ）であり、
これらはλ（θ，τ）＝１なるカーネルを使用する。式２は連続時間ｔを使用す
るのに対して、この分布の実施は離散時間ｎを必要とすることに注意。次に、離
散周波数ｋを使用して、ウィグナー分布の離散時間分布（疑似ウィグナー分布（
Ｐｓｅｕｄｏ Ｗｉｇｎｅｒ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ）としてまた知られて
いる）が、式３に示したように、図３ｂのサブステップ３１８によって形成され
る。
【００２８】
【数３】
【００２９】 ここにｋ＝ω／２π、ｕ（ｔ）とその複素共役は｛−Ｋ／２，＋Ｋ／２｝にサン
プル制限され（ｓａｍｐｌｅ−ｌｉｍｉｔｅｄ）、Ｋは偶数であり、かつＮ＝Ｋ
＋１。次に、サブステップ３２０で、方形窓が指定されて、それで以てＬ＝Ｋ／
２−｜ｎ｜。例えば、ボーシャシ・Ｂ他、「ウィグナー・ヴィレ分布の効率的実
時間実施」、ＩＥＥＥ論文誌ＡＳＳＰ、３５：１６１１〜１６１８、１９８７（
Ｂｏａｓｈａｓｈ，Ｂ．，ｅｔ ａｌ，“Ａｎ ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ ｒｅａｌ
−ｔｉｍｅ ｉｍｐｌｅｍｅｎｔａｔｉｏｎ ｏｆ Ｗｉｇｎｅｒ−Ｖｉｌｌｅ
ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ”，ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ１ＡＳＳＰ，３５：１６
１１・１６１８，１９８７）を参照。これは、ここに引用することによってその
内容を全面的に本明細書に組み入れる。
【００３０】 サブステップ３２２で、ｋ＝０Ｈｚの周波数が選択され、かつ疑似ウィグナー
計算が式４の形に簡単化される。
【００３１】
【数４】
【００３２】 式４は、２なる倍率で換算された、信号の自己相関の直積分と等価である。自己
相関は、信号処理技術で周知である。サブステップ３２６で、式４は、２なる倍
率によって除算される。最後に、サブステップ３３０で、平均分布値が各拍動又
は各血圧波形時間間隔に対して計算される。
【００３３】 注意するのは、図３ａの方法３００を使用して計算される時間−振動分布内の
出力の特徴は、異なったカーネルを指定することによって強調する（ｅｍｐｈａ
ｓｉｚｅ）ことができることである。例えば、チョイ・ウイリアムズ分布（Ｃｈ
ｏｉ−Ｗｉｌｌｉａｍｓ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ）を計算するために、カー
ネル （ここにσはパラメータ）を使用すると、各心拍内の時間−周波数揺動を減少さ
せることになる。他の周波数での特徴分析も、類似の平均分布が計算されるから
また可能であるが、しかしもっと複雑な計算を代償とする。特徴選択でのこの柔
軟性は、本実施の形態における時間−周波数分布の利用を更に強化する。
【００３４】 図４ａ〜４ｃは、図３ａの方法を使用して得られた典型的データに基づいた、
測定された橈骨動脈血圧と時間との間の関係（図４ａ）、測定された橈骨動脈血
液速度ど時間との間の関係（図４ｂ）、及び測定された疑似ウィグナー分布と時
間との間の関係（図４ｃ）を例示する例証プロットである。疑似ウィグナー分布
内の特性ピークは、血液速度信号のベースラインでの大きなピーク傾向から生じ
、拡張終期速度（ｅｎｄ−ｄｉａｓｔｏｌｉｃ ｖｅｌｏｃｉｔｙ）としてまた
知られている。上腕動脈及び大腿動脈のような他の動脈においても、数分間カフ
で以て動脈を完全に閉そくし、続いてカフを完全に解放した後、拡張終期速度に
類似の傾向が誘発され得ることが知られている（図４ｂ）。短い動脈閉そくに続
く血液速度の過渡的上昇は、反応性充血（ｒｅａｃｔｉｖｅ ｈｙｐｅｒｅｍｉ
ａ）と呼ぶ。血液速度のこの過渡的上昇及び拡張終期速度は、上腕動脈直径の１
９％の過渡的増大を誘発することが知られている。例えば、アンダーソン・Ｅ他
、「人間の大きな末梢動脈音内の血流仲介及び反射の変化」、循環、７９：９３
・１００、１９８９（Ａｎｄｅｒｓｏｎ，Ｅ．，ｅｔ ａｌ，“Ｆｌｏｗ−ｍｅ
ｄｉａｔｅｄ ａｎｄ ｒｅｆｌｅｘ ｃｈａｎｇｅｓ ｉｎ ｌａｒｇｅ ｐ
ｅｒｉｐｅｒａｌ ａｒｔｅｒｙｔｏｎｅ ｉｎ ｈｕｍａｎｓ”，Ｃｉｒｃｕ
ｌａｔｉｏｎ，７９：９３・１００，１９８９）を参照。これは、ここに引用す
ることによってその内容を全面的に本明細書に組み入れる。
【００３５】 橈骨動脈は漸減圧平掃引の開始にカフによって圧縮されないが、その血流は圧
力／超音波センサによって完全に閉そくされる。掃引の行程中に圧縮が減じるに
連れて、反応性充血と拡張終期速度におけるそのシグネチャ・ピーク傾向が誘発
される。これに同伴する動脈直径の過渡的増大が動脈を横切ってトランスバース
に起こるが、しかしセンサが働かせる外圧によって（頂部から底へ）サジッタル
に（ｓａｇｉｔａｌｌｙ）おそらくは禁止される。しかしながら、この外圧が掃
引中に真平均動脈血圧にまで下がるに連れて、動脈内の対向圧力が充分になるの
でサジッタル動脈直径は新にまた増大することがある。サジッタル動脈直径の増
大は、経壁圧がゼロに等しいとき起こることになる。
【００３６】 ０Ｈｚの周波数での疑似ウィグナー分布内のピークは、いつこの突然の動脈直
径増大が起こるか表示するといえる。式１から、平均血液速度はドップラー偏移
周波数に比例することが知られる。受信波の角周波数ωdは、式５を使用して見
付けることができる。
【００３７】
【数５】
【００３８】 角周波数ωdが積分される。この積分は、式６に例示するように、検出された信
号反響の位相φを生じる。
【００３９】
【数６】
【００４０】 技術上周知のように、位相反響内の低周波数は、動脈の相対動脈直径ｄに比例す
る。例えば、ヘークス・Ａ・Ｐ・Ｇ他，「動脈直径の相対変化の経皮的検出」、
超音波医学及び生物学、１１：５１・５９、１９８５（Ｔｒａｎｓｃｕｔａｎｅ
ｏｕｓ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｒｅｌａｔｉｖｅ ｃｈａｎｇｅｓ ｉｎ
ａｒｔｅｒｙ ｄｉａｍｔｅｒ”Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｍｅｄ ＆ Ｂｉｏ
ｌ，１１：５１・５９，１９８５）参照。検出された反響（エコー）の位相φは
、近動脈壁からの反射と遠動脈壁からの反射との間の時間遅延の関数である。そ
の時間遅延は２つの動脈壁からの反射間の時間差にのみ依存するという理由で、
その測定は伝達角に不感応性である。過圧縮中初期直径値からの相対動脈直径の
変化のみを推定することができることに注意。したがって、相対動脈直径ｄは、
式７を使用して位相に関係付けられる。
【００４１】
【数７】
【００４２】 式４の０Ｈｚでの疑似ウィグナー分布計算に帰って参照すると、この離散加算
は式７内の連続積分と等価である。式４内の定数２と式７内のｃｏｓθは倍率に
過ぎずかつ であるので、０Ｈｚでの疑似ウィグナー分布は、比例平方相対動脈直径（ｐｒｏ
ｐｏｒｔｉｏｎａｌ ｓｑｕａｒｅｄ ｒｅｌａｔｉｖｅ ａｒｔｅｒｉａｌ
ｄｉａｍｅｔｅｒ）に等価である。したがって、ピーク分布は、ＭＡＰに到達す
るときのサジッタル動脈直径の突然変化で起こることがある（図２）。その分布
は、ピークで不連続であるよりはむしろ平滑である。なぜならば時間−周波数分
布が平滑フィルタとして働くからである。
【００４３】 この最大動脈直径仮説に基づいて、図３ａのステップ３１２と関連して血液速
度と動脈直径を計算する本方法の第２実施の形態を図３ｃに関して説明する。最
大平均時間−周波数分布を計算するようはむしろ、サジッタル近壁とサジッタル
遠壁を直接監視することによって直径変化を計算することができる。まず、定常
反響が低域通過フィルフタを使用してステップ３６０で得られる。サジッタル近
壁反響とサジッタル遠壁反響が、それぞれ、ステップ３６２と３６４で識別され
、かつそれらの間の距離がステップ３６６で時間にわたって動脈直径を計算する
ために使用される。最後に、ステップ３６８で、時間−周波数分布が動脈直径の
平方と等しいと置かれる。動脈直径を計算するこの方法は図３ｂに例示した時間
−周波数ベース方法よりも敏速に突然の直径変化を検出するといえるが、近壁と
遠壁を連続的に検出しなければならないという理由でまた遥かに複雑であること
に注意。下での図５ａと５ｂについての論議をまた参照。これらの図は、図３ｃ
の分析を遂行するに当たって有効である２つの例証超音波フィルタ回路を例示す
る。
【００４４】 注意するのは、図３ａ〜３ｃを参照して上に説明した方法の多くの変種が本発
明と調和して利用されるといえることである。明細にいうと、或る種のステップ
は、オプショナルでありかつ望むに従って遂行したり又は削除してよい。例えば
、ｋ＝０以外の離散周波数をステップ３２２で使用してよい。同様に、（例えば
、追加データ・サンプリング又は数学的分析のような）他のステップを上述の実
施の形態に付け加えてよい。更に、ある種のステップの順序は、望むならば、並
べ換えたり又は並列（又は直列に）に遂行してよい。したがって、図３ａ〜３ｃ
の上述の方法は、本明細書に開示した広範な本発明の単に例示である。
【００４５】 図３ａ、３ｂの方法の典型的データへの適用は、本明細書の付録Ａに記載され
ており、かつ図４ａ〜４ｃの例証プロットに例示してある。図４ａに示したよう
に、測定された動脈血圧４００は、動脈の漸減圧平に因り、時間と共に漸次下降
する。圧平掃引の開始後或る時間に、この例では、約１５秒後に、最大拍動圧（
すなわち、最大ピーク間圧力差）を経験する。この時点で、平均動脈血圧（ＭＡ
Ｐ）４０２は、約１６５ｍｍＨｇである。更に或る時刻に、この例では約２１秒
後に、平均時間−周波数分布（図４ｃ）は最大にされ、かつＭＡＰ４０６（図４
ａ）は１４４ｍｍＨｇである。第３時刻に、この例では２４秒後に、圧力測定圧
平中に測定されたＭＡＰ４１０は、先行技術振動装置を使用して測定された平均
ＭＡＰに最接近して、１３７ｍｍＨｇにある。それゆえ、図４ａに提示したデー
タに基づいて、先行技術の最大拍動技術は、本発明の「最大時間−周波数」方法
よりも実質的に正確さに劣っている。更に重大なことは、本明細書に開示した最
大時間−振動方法は、（振動測定装置によって測定されるように）実平均動脈血
圧の優れた近似を提供する。非侵襲性振動測定自体は、動脈内圧力カテーテル（
ｉｎｔｒａ−ａｒｔｅｒｉａｌ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｃａｔｈｅｔｅｒ）を利用
する侵襲性金標準測定（ｉｎｖａｓｉｖｅ ｇｏｌｄ ｓｔａｎｄａｒｄ ｍｅ
ａｓｕｒｅｍｅｎｔ）と比較するとき誤りを保有することに注意。
【００４６】 注意を要するのは、本明細書に開示された「最大平均時間−周波数」方法は、
動脈に対する超音波トランスジューサの配向に実質的に不感応性であることであ
る。付録Ａに更に詳細に説明するように、本明細書の出願人によって得られた多
数の逸話的測定は角ピッチ（すなわち、測定される動脈の縦軸に対する横軸の回
りの回転）値とロール（すなわち、動脈の縦軸の回りの回転）値の広い範囲にわ
たってほとんど変動を示さなかった。直ちに承知するように、こような不感応性
は、圧力測定センサの角位置に本質的に考慮を払わないで一貫した結果が得られ
るといえるから、ユーザに大きな利点を与える。
【００４７】 図５ａ、５ｂを参照して、図３ｃの方法と関連して使用されたドップラー超音
波フィルタリング回路の２つの例証実施の形態を説明する。図５ａの実施の形態
５００で、受信された信号は、増幅され、かつ無線周波数（ＲＦ）スイッチ５０
４に供給される。スイッチは信号をＲＦミクサ５０６にゲートし、ミクサはゲー
トされたバーストを元の伝達周波数と混合する。この復調方式を通して、ドップ
ラー偏移周波数が分離される。１ＭＨｚの低域通過フィルタ５０７は、信号側波
帯周波数と雑音を除去するために応用される。もっとも、承知するように、他の
フィルタ周波数を使用してもよい。３００Ｈｚから４ｋＨｚの遮断周波数を持つ
帯域通過フィルタ５０８は、動脈壁のような静止組織からの不要な反響を除去す
るために適用される。帯域通過フィルタの出力は、平均ドップラー偏移周波数を
得るために更に処理される。
【００４８】 図５ｂの実施の形態では、動脈直径の直接計算のために、この帯域通過フィル
タは、定常反響を分離する４０Ｈｚの遮断周波数を持つ低域通過フィルタ５１０
によって置換することができる。近壁と遠壁は、定常反響から識別され、かつ動
脈直径の変化を計算するために使用されることになる。
【００４９】 （動脈血圧測定装置） 図６を参照して、本発明に従う血圧測定システムの１実施の形態を説明する。
図６に示したように、システム６００は、圧力トランスジューサ６０２と、超音
波トランスジューサ６０４を含み、これらのトランスジューサは使用中被検者の
皮膚６０６と接触して置かれる。本実施の形態の圧力トランスジューサ６０２は
、電気技術で周知の型式のシリコン・トランスジューサである。もっとも他のも
のを使用してもよい。認めるように、本明細書に使用される用語「トランスジュ
ーサ」は、１つのパラメータを感知し又は受信しかつそれに基づいて信号を発生
し又は伝達する、もしくはこれに代えて信号を受信しかつそれに対する或る物理
応答を発生する能力があるいかなる型式のセンサをも含むことを意味する。
【００５０】 トランスジューサの全面に印加された圧力は、これと既知の関係を帯びる電気
信号に変換される。圧力トランスジューサ６０２は、第１アナログ−ディジタル
変換器（ＡＤＣ）６０８に接続され、このＡＤＣは圧力トランスジューサ６０２
によって発生されたアナログ信号をディジタル表現に変換する。本実施の形態で
は、１２ビットＡＤＣが使用される。もっとも、承知するように、他の型式のも
のをこれに代えてもよい。次いで、ディジタル化された圧力信号は、ディジタル
信号プロセッサ（ＤＳＰ）６１０に供給される。そのプロセッサ内で、各信号波
形がウェーブレット・トランスフォーム６１２を使用して検出される。ウェーブ
レット・トランフフォームは、当業者に知られており、雑音の存在する間に、エ
ッジを、又はこの場合には新波形の開始を容易に検出する。各分離された波形は
、次いで、その平均動脈血圧値を決定するために積分６１４される。
【００５１】 超音波トランスジューサ６０４は、これに印加された第１電気信号に基づいて
音波を発生しかつ伝達し、その後、伝達された音波から生じる反響の形で圧力波
を受信する際に第２電気信号を発生する。第１電気信号は、超音波駆動及び受信
回路６１６を経由して発生され、この回路は図７を参照して更に詳細に説明する
。駆動及び受信回路６１６は電気パルスを発生し、これらのパルスは、トランス
ジューサ６０４に印加されると、８ＭＨｚの程度の周波数、約８マイクロ秒のパ
ルス幅すなわち持続時間、及び約１６μｓのパルス繰返し間隔（ｐｕｌｓｅ ｒ
ｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｉｎｔｅｒｖａｌ； ＰＲＩ）を有する音響エネルルギー
を生成する。もっとも周波数、パルス幅、及びＰＲＩの他の値も使用される。そ
れゆえ、本実施の形態のトランスジューサ６０４は、１６マイクロ秒毎に、８マ
イクロ秒パルスを発射し、これに８マイクロ秒の「聴取（ｌｉｓｔｅｎ）」期間
が続く。これらのパルスからの反響は、聴取期間中に超音波トランスジューサ６
０４によって受信される。本実施の形態の超音波トランスジューサ６０４は、技
術上周知の型式のセラミック圧電装置である。もっとも他の型式のものもこれに
代えてよい。トランスジューサ６０４は受信した音響信号を電気信号に変換し、
この信号は、次いで、超音波駆動及び受信回路６１６の受信部に供給され、この
回路は２つの受信回路を含む。第１受信回路の出力は、トランスジューサ６０４
によって受信された反響のドップラー周波数ｆdを表すアナログ信号である。ア
ナログ出力６１７は、次いで、第２ＡＤＣ６１８によってディジタル表現に変換
されかつＤＳＰ６１０に供給される。そのＤＳＰ内で、ディジタル化されたドッ
プラー周波数は、上に説明したように、ドップラー周波数ｆdに基づいて動脈内
の血液速度 を計算するために倍率を乗ぜられる。次いで、血液速度の時間−周波数分布６２
２が計算される。最後に、ＤＳＰは、上に説明した図３ａの方法に基づいて、推
定ＭＡＰ６２４を生成するために時間周波数分布のピークを相当する圧力波形に
時間を合わせてマップする。
【００５２】 超音波受信回路６１６の出力は、伝達された周波数の血液又は組織による吸収
に比例したアナログ反響信号である。このアナログ信号は、第３ＤＡＣ６４０に
よってディジタル表現に変換されかつＤＳＰ６１０に供給される。そのＤＳＰ内
で、異なったトランスバース位置に対して発生された反響の各グループが積分さ
れて平均値６４２を決定する。平均反響値は最小値を決定するために比較され、
これは動脈の直ぐ上に位置決めすることによって引き起こされる。
【００５３】 数学計算を遂行する（ＤＳＰ６１０のような）ディジタル信号処理装置上で実
行するこのようなアルゴリズムの使用は、信号処理技術上周知であり、したがっ
て、本明細書に更に説明しない。次いで、ＤＳＰ出力信号は、ディジタル又はア
ナログ・ディスプレイ、コンピュータ・データ・ファイル、又は可聴インディケ
ータのようなユーザに有効な形に変換される。
【００５４】 図５ａの超音波フィルタリング回路を組み入れてある図７を参照して、超音波
駆動及び受信回路６１６の１実施の形態を説明する。図７に示しがように、発振
器６２０は８ＭＨｚの固定周波数を有する連続方形波信号を発生して、ゲート論
理回路６７２とＲＦミクサ６７４に結合する。ゲート論理回路は、８マイクロ秒
休止時間によって中断される８ＭＨｚの８μｓバーストを伝達する。ＲＦ整形回
路６７６は、ゲート論理回路６７２から方形波バーストの生じる列を相当する正
弦波バーストに変換して、トランスジューサ・スイッチ６７７を経由して超音波
トランスジューサ６０４に印加する。トランスジューサ・スイッチ６７７は、超
音波信号を圧平とトランスバース位置決めの両方へ経路指定して転送する。それ
によって、超音波トランスジューサ６０４は条件調整されて、音波エネルギーの
一連続の８ＭＨｚバーストを隣接する手頸組織内へ伝達する。
【００５５】 使用中、音波エネルギーの伝達されたバーストは、被検者の橈骨動脈６８０を
通して流れる赤血球によって散乱され、かつ散乱されたエネルギーの一部は超音
波トランスジューサ６０４に向けて戻し転送される。復りエネルギーが超音波ト
ランスジューサに到達するまでに要する時間は、組織内の音の速度に従って及び
動脈の深さに従って変動する。典型的走行時間は、６から７マイクロ秒の範囲に
ある。
【００５６】 超音波トランスジューサ６０４は、逐次伝達されたバースト間の休止時間中に
反射された超音波エネルギーを受信するように使用される。したがって、平圧応
用に対しては、超音波トランスジューサは、比較的低振幅の受信された信号を生
成し、この受信された信号を増幅のためにＲＦ増幅器６８１に結合する。増幅さ
れた信号は、次いで、ＲＦスイッチ６８２に供給され、このスイッチは信号を逐
次伝達されたバースト間の休止時間中に限りＲＦミクサ６８３にゲートする。Ｒ
Ｆミクサ６８３は、これらのゲートされたバーストを発振器から受信した元の８
ＭＨｚ信号と混合する。
【００５７】 超音波トランスジューサの伝達する信号の周波数は帰り信号のそれと異なるこ
とになる。なぜならば橈骨動脈内の散乱させる赤血球は運動しているからである
。それゆえ、帰り信号は、血流速度によって有効に周波数変調される。したがっ
て、ＲＦミクサ６８３によって出力されたこの信号は、８ＭＨｚ基本周波数ばか
かりでなく、伝達信号と帰り信号の和周波数と差周波数を組み入れることになる
。この出力信号は、８ＭＨｚ基本周波数ばかりでなく、差周波数からのいかなる
高調波も除去するために、１ＭＨｚの遮断周波数を持つ低域通過フィルタ６８４
に供給される。次いで、３００Ｈｚからの４ｋＨｚの範囲の帯域通過フィルタ６
８５は、実血液速度を表す信号成分以外の全ての信号成分を除去する。
【００５８】 低域通過フィルタ６８５から出力された信号はゼロ交差検出器６８７に供給さ
れ、この検出器は信号がゼロ軸と交差する都度パルスを生成するように機能する
。これらのパルスは周波数−電圧変換回路６８８に供給され、この回路は平均ド
ップラー周波数を表示する直流信号を生成する。帯域通過フィルタ６８５によっ
て出力された信号は、可聴周波数増幅器６９０にまた供給され、この増幅器は、
立ち代わって、スピーカ６９１に供給して、オペレータがドップラー信号の表現
を聞き、それによっていつトランスジューサが橈骨動脈の上に近接して配置され
たか決定することを可能にする。
【００５９】 ゲート論理回路の出力は、増幅器６９４を介してまた増幅され、かつ、トラン
スバース位置決めが望まれるとき、超音波トランスジューサ６０４にスイッチさ
れる。受信された反響はＲＦ増幅器６９６に結合され、かつ位置の関数としての
最小反響を決定するために更なる処理に出力される。
【００６０】 注意するのは、図５ａと７の実施の形態は事前選択された８マイクロ秒のパル
ス幅と１６マイクロ秒のパルス繰返し間隔を利用するが、他の音響サンプリング
技術も本発明と関連して使用してよいこいとである。例えば、超音波駆動及び受
信回路の第２実施の形態（図示してない）では、音響パルスはゲート論理のもっ
と複雑な実施で以て距離ゲート（ｒａｎｇｅ−ｇａｔｅ）される。信号処理技術
で周知のように、距離ゲーティングは、早期に発射されかつ反射されたパルスか
らの有効距離情報の受信に基づいてパルスとパルスとの間隔を変動させる技術で
ある。この技術を使用して、反響を生成する実体の音響源に対する有効距離（ｒ
ａｎｇｅ）に基づいて選択される時間的窓内に入る反響を受信するようにシステ
ムを「同調」させることもできる。ゲートがターンオンされる前の遅延時間は、
サンプル容積の深さを決定する。ゲートが起動される時間の長さは、サンプル容
積の軸長を確定する。それゆえ、音響源（この場合、超音波トランスジューサ６
０４）を反響を生成する実体（赤血球又は動脈壁）に同調させるに連れてパルス
繰返し間隔を短縮するので、システムは時間単位当たりより多くのサンプルを得
るようになり、それによってその解像度を高める。認めるように、他の音響処理
技術もまた使用してよく、それらの全ては本明細書に添付の特許請求の範囲に入
る。
【００６１】 図８と９を参照して、本発明の圧平及びトランスバース位置決め装置８００の
１実施の形態を説明する。装置８００は、それの下側延長部８０１内にトランス
ジューサ・ハウジング要素８２２を受け入れるように適合している。トランスジ
ューサ・ハウジング要素はそれ内に上述の圧力トランスジューサ６０２と超音波
トランスジューサ６０４を含み、後者は物理的に単一トランスジューサ要素に組
み合わされる。もっともタンデム超音波トランスジューサ構成（図示してない）
又は多数の圧力及び／又は超音波トランスジューサのアレイも使用される。トラ
ンスジューサ６０２と６０４は、圧平モータ８４２と位置決めモータ８４４によ
って駆動されるに従って、動脈に対してサジッタル８３１及びトランスバース方
向８３３にハウジング８２２内を自由に動くようになっている。本実施の形態の
ハウジング要素８２２はトランスジューサ６０２、６０４の周囲の手頸の皮膚に
接触し、これらのトランスジューサはハウジング要素８２２と皮膚に対して動く
。もっとも、承知のように、種々の異なった構成と方法を使用してよい。例えば
、患者の組織に順応し、なおトランスジューサ６０２、６０４をハウジング内の
開口内で望む方向に動かす実質的に服従性の（ｃｏｍｐｌｉａｎｔ）ハウジング
に代えてもよい。本明細書に図１０に開示した手頸装具（又は他の保持機構）を
使用して手頸に付着されるとき、トランスジューサ６０２、６０４の活性表面は
、手頸の皮膚と可変接触し、かつハウジング要素８２２の底縁とほぼ同じ高さに
なる。トランスジューサ６０２、６０４の頂部は、圧平及び位置決め組立て体８
００の電源８３８とばかりでなく、トランスジューサからの圧力信号と超音波信
号を処理する回路素子との電気接続８３７を含む。これらのトランスジューサは
機械接続８３９を介して圧平及び位置決め組立て体８００のモータとまた結合さ
れるので、トランスジューサ６０２、６０４の位置は、それらの圧平モータ８４
２、トランスバース位置決めモータ８４４によってサジッタルとトランスバース
方向に変動させられる。ボールソケット機構がトランスジューサ６０２、６０４
とそれぞれのモータとの間の機械接続８３９について例示してあるが、承知のよ
うに、（関節継手やスライディング・カップリングのような）種々な異なった機
構を使用してよい。集約的に、ハウジング要素８２２と圧平及び位置決め組立て
体８００は結合装置を含み、これはトランスジューサ６０２、６０４が図１０の
手頸装具内に取り付けられるとき、それらのトランスジューサを被検者の手頸に
適正に結合された状態に維持する。トランスジューサ６０２、６０４は、橈骨動
脈を血圧測定中に変動する程度に圧縮するように圧平モータ８４２によって圧迫
されるに連れて、ハウジング要素８２２内でサジッタル８３１に動く。トランス
バース位置決めモータ８４４は、ハウジング要素８２２内でトランスジューサを
トランスバース方向８３３に動かす。本実施の形態では、圧平モータは、圧平掃
引を遂行するように技術的に周知の型式のファジィ論理制御回路８４７によって
制御され、圧平掃引は動脈圧縮の程度を変動させる。もっとも他の制御方式を使
用してもよい。例えば、動脈の圧平は、経壁圧をゼロに又は近ゼロに維持するよ
うに遂行されることがある。これに代えて、圧平モータは、動脈が正弦波のよう
な、所望のプロファイルに従って圧縮されるように周期的又は連続的に制御回路
によって変調されることがある。このような制御方式及び変調方式は、本出願人
の共に「被検者の動脈血圧を非侵襲的に監視する装置と方法（Ａｐｐａｒａｔｕ
ｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｆｏｒ Ｎｏｎ−Ｉｎｖｅｒｓｉｖｅｌｙ Ｍｏｎｉ
ｔｅｒｉｎｇ ａ Ｓａｂｊｅｃｔ’ｓ Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｂｌｏｏｄ Ｐｒ
ｅｓｓｕｒｅ）」と題する、２つの現在出願中の米国特許出願第０９／１２０，
０６９号と第０９／１２０，２０５号に説明されており、これらはここに引用す
ることによってそれら内容を本明細書に全面的に組み入れる。
【００６２】 組立て体８００のトランスバース位置決めモータ８４４は、注目の動脈の直ぐ
上にトランスジューサ６０２、６０４を位置決めするために使用される。特に、
超音波トランスジューサ６０４の超音波発射は、被検者の皮膚の表面に実質的に
垂直でありかつ反響を発生するように使用され、反響は血液と組織から反射され
る。これらの反響は、トランスジューサ６０４によって受信され、かつ動脈の上
のこのトランスジューサのトランスバース位置の関数として反響の振幅を決定す
るように分析される。上に説明した圧平モータ８４２で以てのように、トランス
バース位置決めモータ８４４はファジィ論理制御回路８４９を介して制御され、
この回路は反響（とＳＮＲ）の振幅が最適化されるようにトランスジューサのト
ランスバース位置を調節するようにモータ８４４に信号する。これに代えて、ユ
ーザは、血液速度反響の相対強度の可聴又は可視表現によってユーザに提供され
るような、この相対速度の表示に基づいて手動制御回路素子を使用してトランス
ジューサ６０４を手動で位置決めすることもできる。例えば、受信された反響の
振幅に比例する周波数を有するスピーカ６９１（図７）の可聴出力が、トランス
ジューサ６０４を位置決めするために使用されることがある。モータトランスバ
ース位置決めに対する多くのこのような制御方式が可能であり、全ては本明細書
に添付の特許請求の範囲にある。
【００６３】 図１０と１１を参照して、本発明の手頸装具１０００を説明する。図１０の実
施の形態で、装具１０００は上側装具要素１００２と下側装具要素１００４を含
み、これらは、それぞれ、被検者の内側手頸表面と外側手頸表面に取り付くよう
に適合している。本明細書に使用するように、用語「上側」と「下側」及び「内
側」と「外側」は、図１０に例示するように装具要素１００２、１００４の配向
の単に描写であり、装具の位置又は使用に関して限定するわけではない。上側装
具要素１００２は延長部分１００６を含み、この延長部分は、図１１に最も良く
示したように、被検者の手の内側表面を受ける。延長部分１００６は、被検者の
手が自然な、リラックスした位置に保持されるように輪郭を付けられるようにな
っており、それによって不快感を与えず装具１０００が装着される。上側装具要
素１００２と下側装具要素１００４は、フレキシブル織物の又はポリマのヒンジ
１０１１によって共通の縁に一緒に継手され、このヒンジは両要素１００２、１
００４に留められる。１つ以上のストラップ１０１２はまた上側要素１００２、
下側要素１００４に取り付けられて装具１０００を被検者の手頸と手に取り付け
るとき、ストラップ１０１２は上側要素１００２と下側要素１００４を確りと一
緒に締め付けるようになっている。本実施の形態では、ストラップ１０１２さ、
マジック・タブ（Ｖｅｌｃｏ ｔａｂ）のようなファスナ１０１３を含む。もっ
とも機械的止め金、スナップ、つりくさり（ｓｌｉｎｇ）、接着剤、等々も使用
してよい。同様に、ストラップ１０１２を部分的に又は全体的に止め金又は他の
類似の固定装置で置換してもよい。認めるように、文字通り、下側装具要素１０
０４に対して上側装具要素１００２を実質的に固定位置に維持するいかなる手段
も図１０と１１に示したストラップ１０１２に代えてよい。
【００６４】 上側装具要素１００２、下側装具要素１００４は、利点上、部分的にフレキシ
ブル・ポリマ材料を使用して形成され、それによって低製造コスト、優れた堅牢
性、及び被検者の組織の形状へ或る程度の服従性を見込む。しかしながら、これ
らの構成要素の充分な堅牢性は上の図８に示した圧平及び位置決め組立て体８０
０によって発生された反力に適応するために要求されることに注意。特に、圧平
及び位置決め組立て体８００は、図１１に示したように、上側装具要素１００２
に堅牢に取り付けられる。１実施の形態では、組立て体８００を容易に配置しか
つ手頸装具１０００「内へスナップ」させるように、ハウジング要素８２２はく
ぼみ１０３０に隣接して上側装具要素１００２内に形成された開口１０３４内に
取り付く。第１実施の形態（図示してない）では、トランスジューサ６０２、６
０４が要素８２２内に形成された中央開口内に取り付き、かつ圧平及び位置決め
組立て体８００はトランスジューサ・ハウジング要素８２２の直ぐ上で上側装具
要素１００２の外側部分にスナップオンするように、ハウジング要素８２２は上
側装具要素１００２内に形成される。第２代替実施の形態（図示してない）では
、圧平及び位置決め組立て体８００は上側装具要素１００２内に直接形成される
。第３代替実施の形態（図示してない）では、トランスジューサ要素６０２、６
０４とハウジング要素８２２は装具１０００内に置かれ、圧平及び位置決め組立
て体８００は装具上に取り外し可能に取り付けられる。認めるように、多くの他
の代替構成が可能である。
【００６５】 組立て体８００に関連した電気ケーブル布線８４１が上側装具要素１００２の
外部上に取り付けられたルーティング・クリップ１０４０内にオプショナルにま
た受け取られ、それによってケーブル布線８４１からの堅牢な要素への機械応力
を或る程度減少させる。
【００６６】 本実施の形態の下側装具要素１００４はまた膨張性嚢袋１０２０をオプショナ
ルに含み、この嚢袋は下側装具要素１００４の内面１０２２内に受け入れられか
つ固定される。嚢袋１０２０は（プラスチック又はゴムのような）フレキシブル
材料で形成されるので、それは被検者の手頸の形状に服従し、かつ膨張の変動す
る程度に適応することができる。本明細書に使用されるように、用語「膨張」は
、気体物質及び／又は液体物質による嚢袋１０２０の膨張を含むことを意味する
。嚢袋１０２０はストップ・コック１０２４とチューブ１０２５を含み、これら
はユーザが必要なとき嚢袋１０２０の膨張を調節することを許す。嚢袋は自動膨
張調整システム（図示してない）にまた接続されることがあり、このシステムは
最適位置決め及び／又は被検者にとっての快適さを維持するように嚢袋１０２０
の膨張をダイナミックに調整する。これに代えて、嚢袋１０２０を、フォーム・
ラバーで作られたもののような、実質的に服従性のパッド（図示してない）によ
って置換してよく、これはその形を被検者の手頸のそれに少なくとも部分的に適
合させ、なお手頸を装具内に確りと維持する。承知のように、多くのこのような
代替実施の形態が可能である。
【００６７】 図１１を再び参照して、図８〜１０の実施の形態の設置と位置決めを説明する
。手頸装具１０００は、上側装具要素１００２内の開口１０３４とくぼみ１０３
０が脈（ｐｕｌｓｅ）と橈骨動脈の頂上にほぼ配置されるように臨床家によって
被検者の腕にまず取り付けられる。嚢袋１０２０は、装具１０００の位置を確り
維持するために必要に従って調節される。次に、圧平及び位置決め組立て体８０
０がくぼみ１０３０内にスナップされて、所定位置に維持される。臨床家は、ハ
ウジング要素８２２の底が患者の手頸の皮膚に接触しており、かつ手頸組織にほ
ぼ垂直に配向されていることを検証する。電気ケーブル布線８４１が、ルーティ
ング・クリップ１０４０内へまた同じくスナップされる。最後に、超音波トラン
スジューサ（図示してない）が附勢されかつ信号がこれに印加されるので、音波
が動脈とその周囲の組織内へ伝達され、これらの音波の血液速度に発する反射か
ら生じる反響が動脈の上のトランスジューサの配置を最適化するようにトランス
バース位置決め制御回路とモータを駆動するために（先に説明したように）使用
される。次いで、動脈の平圧掃引が本明細書に図３ａに関して説明したように行
われる。
【００６８】 上の詳細な説明は種々の実施の形態に適用される本発明の基本的な新規な特徴
を図示し説明し及び指摘したが、いうまでもなく、例示した装置と方法の形式と
細部における種々の省略、置換、及び変更は、本発明の精神に反することなく当
業者は行うこともできる。
【００６９】 （付 録 Ａ） （アルゴリズム実験） 最大時間−周波数原理を証明するために、１０の学習データ・ファイルが高品
位超音波、過圧縮、及び全体的に大きな平均動脈血圧（ＭＡＰ）差を保有する過
去の圧平掃引から選択された。ＭＡＰ差は、推定されたＭＡＰを平圧掃引の直前
と直後に測定された２つのカフＭＡＰの平均と比較することによって計算された
。２つ追加ファイルが、真拡張期の下の３０ｍｍＨｇ未満の最小拡張期値へ掃引
するという追加条件で以て獲得された（特に図１１と１２参照）。表１に例示し
たように、それらのデータ・ファイルは、いずれも多様なセンサ幾何学、位置角
（スチール・マウント角は可変かつ未知である）、及び被検者を使用して獲得さ
れた。
【００７０】
【表１】
【００７１】 各ファイルで、ＭＡＰは、最大拍動圧を探索することによって推定された。Ｍ
ＡＰは、最大平均時間−周波数分布を有する圧力波形と関連したＭＡＰを決定す
ることによって推定された。ｋ＝０での、速度の疑似ウィグナー分布が計算され
た。次いで、各圧力波形時間間隔内で、平均分布鎮が計算された。最大時間−周
波数分布を計算するアルゴリズムを１２ファイルに「同調」させた。同調させる
ことによって、掃引内に分析される第１圧力波形と速度波形の選択の決定のよう
な二次アルゴリズム・ステップが最適化された。また、最大平均分布対最大拡張
期分布を使用するＭＡＰ差が評価された。両方法からの結果に顕著な差はないが
、最大平均分布の方が計算が容易であった。
【００７２】 いったん平均時間−周波数アルゴリズムを同調させると、６つの新データ・フ
ァイル内のＭＡＰ（やはり種々のセンサ幾何学、位置角、及び被検者で以て：表
２参照）推定されかつカフＭＡＰと比較された。各比較に対してＭＡＰ差の平均
偏差と標準偏差が計算された。対をなす両側ｔ試験が、９５％信頼間隔を使用し
て、方法間の顕著な差を評価（ａｓｓｅｓｓ）するために使用された。
【００７３】
【表２】
【００７４】 （結 果） 学習データ（表１）に対して、最大拡張期ＭＡＰ差は１５±１７ｍｍＨｇであ
り、最大時間−周波数ＭＡＰ差は３±１１ｍｍＨｇであった。試験データ（表２
）に対して、最大拡張期ＭＡＰ差は１９±１５ｍｍＨｇであり、最大時間−周波
数ＭＡＰ差は３±５ｍｍＨｇであった。学習データ集合と試験データ集合の両方
で、最大時間−周波数方法から得られた結果は、最大拡張期方法を使用して得ら
れたものとかなり異なっていた（それぞれ、ρ≦０．０２及びρ≦０．０３）。
【図面の簡単な説明】
【図１】 先行技術の動脈圧力測定理論に従う、血圧波形と相関させた、印加圧力と時間
の関数としての動脈の断面形状を例示する複合グラフ図である。
【図２】 本発明の最大時間−周波数分布応用概念の背後の仮説機構を例示し、印加圧力
と時間の関数としての動脈の断面形状を例示する複合グラフ図である。
【図３ａ】 本発明に従って動脈血圧を測定する方法の１実施の形態を例示するブロック図
である。
【図３ｂ】 ３ａの方法と関連して使用される時間−周波数分布を推定する方法の第１実施の
形態を例示するブロック図である。
【図３ｃ】 時間−周波数分布を推定する方法の第２実施の形態を例示するブロック図であ
る。
【図４ａ】 図３ａ、３ｂの方法を使用して得られた典型的データに基づいて血圧と時間と
の間の関係を例示する例証プロット図である。
【図４ｂ】 図３ａ、３ｂの方法を使用して得られた典型的データに基づいて血液速度と時
間との間の関係を例示する例証プロット図である。
【図４ｃ】 図３ａ、３ｂの方法を使用して得られた典型的データに基づいて時間−周波数
分布と時間との間の関係を例示する例証プロット図である。
【図５ａ】 ドップラー偏移周波数と定常反響の測定に有効な超音波フィルタの１実施の形
態の機能ブロック図である。
【図５ｂ】 ドップラー偏移周波数と定常反響の測定に有効な超音波フィルタの他の実施の
形態の機能ブロック図である。
【図６】 本発明の動脈血圧監視装置の１実施の形態の機能ブロック図である。
【図７】 図６の血圧監視装置と関連して使用される超音波受信回路の１実施の形態のブ
ロック図である。
【図８】 本発明の圧平及びトランスバース位置決め組立て体の１実施の形態の斜視図で
ある。
【図９】 図８の線９−９に沿って取られた、本発明の血圧測定システムの、機能ブロッ
ク図を含む、断面図である。
【図１０】 本発明の手頸装具の１実施の形態の分解斜視図である。
【図１１】 被検者の手頸に固定されて示された、かつ図８の平圧及び位置決め組立て体を
取り付けて有する図１０の手頸装具の斜視図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ， ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ， ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＢＺ，Ｃ Ａ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ， ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，Ｋ Ｅ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ， ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，Ｒ Ｕ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ， ＺＡ，ＺＷ

Claims (67)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 被検者の血管内の血圧を測定する方法であって、 時間の関数として変動する程度に前記血管の少なくとも一部を圧縮することと
    、 前記圧縮する間に前記血管内へ音波を伝達することと、 前記圧縮する間に前記血管から前記音波の反響を受信することと、 前記反響に基づいて少なくとも１つのパラメータを推定することと、 前記パラメータが所定条件を満足させると推定されるとき前記血管内の圧力を
    決定することと を含む測定する方法。
  2. 【請求項２】 前記反響の周波数を測定することと、 測定された周波数の関数として前記血管内を流れる血液の速度を計算すること
    と を更に含む請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 少なくも１つのパラメータを推定する動作は前記血管の直径
    を推定することを含む請求項２記載の方法。
  4. 【請求項４】 圧縮する動作は人間の橈骨動脈を圧縮することを含む請求項
    １記載の方法。
  5. 【請求項５】 少なくも１つのパラメータを推定する動作は前記反響の時間
    −周波数分布を形成することを含む請求項４記載の方法。
  6. 【請求項６】 少なくとも１つの時間間隔を選択することと、 前記少なくとも１つの時間間隔中に平均分布値を計算することと を更に含む請求項５記載の方法。
  7. 【請求項７】 前記時間−周波数分布は疑似ウィグナー分布を含む請求項６
    記載の方法。
  8. 【請求項８】 前記所定条件は最大時間−周波数分布を含む請求項５記載の
    方法。
  9. 【請求項９】 前記血管に対してかつ前記反響に基づいて、それぞれ、前記
    音波を伝達しかつ前記反響を受信するトランスジューサの位置を変動させること
    を更に含む請求項１記載の方法。
  10. 【請求項１０】 位置を変動させる動作は、前記血管に対してかつ前記反響
    の振幅に少なくとも部分的に基づいて、それぞれ、前記音波を伝達しかつ前記反
    響を受信するトランスジューサのトランスバース位置を変動させることを含む請
    求項９記載の方法。
  11. 【請求項１１】 印加された圧力に関係した第１信号を生成する能力がある
    第１トランスジューサと、 被検者の組織に対して前記第１トランスジューサを圧迫する能力がある圧平装
    置であって、前記組織は被検者の血管の付近にあり、前記第１トランスジューサ
    は前記平圧装置によって圧迫されるとき前記血管を少なくとも部分的に圧縮する
    前記平圧装置と、 前記血管内へ音波を伝達しかつ前記血管から少なくとも１つの反響を受信する
    能力がある第２トランスジューサであって、前記反響に関係した第２信号を発生
    するように構成された前記第２トランスジューサと、 前記第１トランスジューサと前記第２トランスジューサと動作上接続され、か
    つ前記血管内の血圧の推定値を発生するように前記第１信号と前記第２信号とを
    処理するように構成されたプロセッサと を含む血圧監視装置。
  12. 【請求項１２】 前記第２信号を処理する動作は、 前記第２信号に基づいて前記少なくとも１つの反響の少なくとも１つの音響成
    分を分離することと、 前記少なくとも１つの音響成分に基づいて動脈直径の推定値を計算するとと、 動脈直径の前記推定と前記第１信号とに基づいて前記血管内の血圧の推定値を
    発生することと を含む請求項１１記載の血圧監視装置。
  13. 【請求項１３】 前記少なくとも１つの音響成分は定常反響を含む請求項１
    ２記載の血圧監視装置。
  14. 【請求項１４】 前記定常反響は近壁反響と遠壁反響とを含む請求項１３記
    載の血圧監視装置。
  15. 【請求項１５】 動脈直径の前記推定値と前記第１信号とに基づいて血圧の
    推定値を発生する動作は、 動脈直径の前記推定値を時間−周波数分布に数学的に関係させることと、 前記時間−周波数分布が所定条件を満足させるとき前記第１信号を介して前記
    血圧を推定することと 含む請求項１２記載の血圧監視装置。
  16. 【請求項１６】 動脈直径の前記推定値は前記血管の前記直径が最大にされ
    るとき前記第１トランスジューサによって測定された前記血圧を含む請求項１５
    記載の血圧監視装置。
  17. 【請求項１７】 前記プロセッサは、 前記第２信号に基づいて前記反響の周波数を測定する動作と、 前記測定された周波数を使用して前記血管内を流れる前記血液の速度を推定す
    る動作と、 前記速度の時間−周波数表現を形成する動作と、 前記時間−周波数表現が所与の条件を満足させるとき前記第１信号に基づいて
    血圧の推定値を発生する動作と によって前記第１信号と前記第２信号とを処理する請求項１１記載の血圧監視装
    置。
  18. 【請求項１８】 前記所与の条件は前記時間−周波数表現が最大である条件
    を含む請求項１７記載の血圧監視装置。
  19. 【請求項１９】 前記時間周波数表現は疑似ウィグナー分布であり、かつ前
    記推定値は前記疑似ウィグナー分布が最大にされるとき前記第１トランジューサ
    によって測定された前記血圧の値を含む請求項１７記載の血圧監視装置。
  20. 【請求項２０】 前記プロセッサはディジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を
    含む請求項１１記載の血圧監視装置。
  21. 【請求項２１】 前記被検者の前記血管に対して横に前記第１トランスジュ
    ーサと前記第２トランスジューサとを位置決めする能力がある位置決め装置を更
    に含む請求項１１記載の血圧監視装置。
  22. 【請求項２２】 前記第１トランスジューサと前記第２トランスジューサと
    は前記第２信号の振幅に基づいて位置決めされる請求項２１記載の血圧監視装置
    。
  23. 【請求項２３】 前記少なくとも１つのパラメータは前記第２信号の振幅を
    含む請求項２２記載の血圧監視装置。
  24. 【請求項２４】 前記トランスジューサ要素は圧電性である請求項２３記載
    の血圧監視装置。
  25. 【請求項２５】 血管の直径を測定する方法であって、 前記血管に近接して少なくとも１つの音響トランスジューサを位置決めするこ
    とであって、前記少なくとも１つのトランスジューサは音響エネルギーを伝達し
    かつ受信する能力がある前記位置決めすることと、 前記少なくとも１つのトランスジューサを使用して前記血管内へ音波を伝達す
    ることと、 前記少なくとも１つのトランスジューサを使用して前記血管から反響を受信す
    ることであって、前記反響は前記血管内を流れる血液の速度に関係する前記受信
    することと、 前記血管の直径を計算するために時間−周波数分布を使用して前記反響を処理
    することと を含む測定する方法。
  26. 【請求項２６】 前記波形を処理する動作は前記速度の疑似ウィグナー分布
    を形成することを含む請求項２５記載の方法。
  27. 【請求項２７】 前記少なくとも１つのトランスジューサを位置決めする動
    作は、 音響源を使用して前記血管内へ複数の音波を伝達することと、 音響受信器を使用して前記複数の音波の反響を受信することと、 前記音響源と前記音響受信器との位置の関数として前記反響の振幅を測定する
    ことと、 前記反響の前記振幅に基づいて前記少なくとも１つのトランスジューサを位置
    決めすることと を含む請求項２５記載の方法。
  28. 【請求項２８】 被検者の血管内の血圧の認識可能表現であって、 時間の関数として変動する程度に前記血管の少なくとも一部を圧縮することと
    、 前記血管が圧縮される間に前記血管内へ音波を伝達することと、 前記血管が圧縮される間に前記血管から反響を受信することと、 前記反響に基づいて時間−周波数関係を形成することと、 前記時間−周波数分布が所定条件を満足させると推定されるとき前記血管内の
    圧力を測定することと、 前記血管内で測定された前記圧力に応答して信号を形成することと、 前記信号をユーザによって認識可能な形に変換することと を含む方法によって生成される認識可能表現。
  29. 【請求項２９】 方法は前記反響の周波数を測定することと、前記反響の測
    定された周波数から少なくとも部分的に前記血管内を流れる血液の速度を計算す
    ることとを更に含む請求項２８記載の表現。
  30. 【請求項３０】 変換する動作は増幅及びフィルタリング回路素子を使用し
    て前記信号を電子的に処理することを含む請求項２９記載の表現。
  31. 【請求項３１】 方法は少なくとも１つの時間間隔を選択することと、前記
    少なくとも１つの間隔中に平均時間−周波数分布値を計算することとを更に含む
    請求項２９記載の表現。
  32. 【請求項３２】 時間−周波数表現を形成する動作は疑似ウィグナー分布を
    形成することを含む請求項２８記載の表現。
  33. 【請求項３３】 血液の速度を計算する動作は前記反響のドップラー偏移を
    分析することを含む請求項２９記載の表現。
  34. 【請求項３４】 方法は、前記反響と関連した少なくとも１つのパラメータ
    に基づいて、前記血管に対して、それぞれ、前記音波を伝達しかつ前記反響を受
    信するトランスジューサの位置を変動させるとを更に含む請求項２８記載の表現
    。
  35. 【請求項３５】 前記少なくとも１つのパラメータは前記反響の振幅を含む
    請求項３４記載の表現。
  36. 【請求項３６】 前記信号を変換する動作は前記信号を使用して可視ディス
    プレイを駆動することを含む請求項２８記載の表現。
  37. 【請求項３７】 前記信号を変換する動作は前記信号を表現する少なくとも
    １つの可聴周波数を有する可聴信号を作成することを含む請求項２８記載の表現
    。
  38. 【請求項３８】 被検者に治療を施す方法であって、 時間の関数として変動する程度に血管の少なくとも一部を圧縮することと、 前記圧縮する動作中に前記血管内へ音波を伝達することと、 前記圧縮する動作中に前記血管から前記音波の反響を受信することと、 前記反響を使用して少なくとも１つのパラメータを計算することと、 前記少なくとも１つの計算されたパラメータが所定条件を満足させるとき前記
    血管内の圧力を測定することと、 前記圧力に少なくとも部分的に基づいて前記被検者に治療を施すことと を含む治療を施す方法。
  39. 【請求項３９】 計算する動作は、 前記血管内を流れる血液の速度を計算することと、 計算された速度に部分的に基づいて時間−周波数分布を形成することと を含む請求項３８記載の方法。
  40. 【請求項４０】 被検者の血圧を測定するシステムであって、 印加された圧力に関係した第１電気信号を生成する能力がある第１トランスジ
    ューサと、 被検者の組織に対して前記第１トランスジューサを圧迫するように構成された
    結合装置であって、前記組織は被検者の血管の付近にあり、前記第１トランスジ
    ューサは前記結合装置によって圧迫されるとき前記血管を少なくとも部分的に圧
    縮する前記結合装置と、 第２電気信号を発生する能力がある信号発生器と、 前記信号発生器と動作上結合された第２トランスジューサであって、前記第２
    電気信号に基づいて第１周波数を有する第１音波を伝達しかつ第２周波数を有す
    る第２音波を受信するように構成され、前記第２音響信号は前記第２トランスジ
    ューサによって第３電気信号に変換される前記第２トランスジューサと 前記第１トランスジューサと前記第２トランスジューサと動作上結合されたプ
    ロセッサであって、前記血管と関連した少なくとも１つのパラメータを推定する
    ために前記第３電気信号を処理し、かつ、更に、前記血管前記少なくとも１つの
    パラメータが所定条件を満足させるとき前記第１電気信号に基づいて前記被検者
    の血圧を測定するように構成された前記プロセッサと を含む血圧を測定するシステム。
  41. 【請求項４１】 前記第３電気信号は前記第２音響信号の周波数の表現であ
    り、かつ前記少なくとも１つのパラメータは時間−周波数分布を含む請求項４０
    記載のシステム。
  42. 【請求項４２】 被検者の橈骨動脈に対して血圧監視装置を位置決めする装
    具であって、 前記被検者の手頸の内面の少なくとも一部に実質的に順応する第１装具要素で
    あって、血圧監視装置が前記第１装具要素内に受け入れられるとき前記監視装置
    が前記橈骨動脈に近接して配置された皮膚の少なくとも一部に接触するように前
    記第１装具要素が前記監視装置と調和するように適合している前記第１装具要素
    と、 前記第１装具要素に接続された少なくとも１つの留め装置であって、前記被検
    者の手頸に対して実質的に固定位置に前記第１装具要素と前記血圧監視装置を保
    持する前記留め装置と を含む装具。
  43. 【請求項４３】 前記少なくとも１つの留め装置は実質的にフレキシブルな
    ストラップを含む請求項４２記載の装具。
  44. 【請求項４４】 前記被検体の手頸の外面の少なくとも一部に実質的に順応
    する第２装具要素であって、前記少なくとも１つの留め装置の少なくとも一部を
    経由して前記第１装具要素に結合されている前記第２装具要素を更に含む請求項
    ４３記載の装具。
  45. 【請求項４５】 前記第２装具要素上に少なくとも部分的に配置されかつ前
    記被検者の手頸の前記表面に隣接したパッドを更に含む請求項４４記載の装具。
  46. 【請求項４６】 前記パッドは膨張性である請求項４５記載の装具。
  47. 【請求項４７】 前記第１装具要素と前記第２装具要素とは実質的にフレキ
    シブルである請求項４６記載の装具装具。
  48. 【請求項４８】 被検者の血圧を測定するシステムであって、 血圧監視装置と、 前記被検者の手頸の内面の少なくとも一部に実質的に順応する第１装具要素で
    あって、前記血圧監視装置を少なくとも部分的に受け入れように適合している前
    記第１装具要素と、 前記被検者の手頸の外面の少なくとも一部に実質的に順応する第２装具要素と
    、 前記第１装具要素と前記第２装具要素とに接続された少なくとも１つの留め装
    置であって、前記被検者の手頸の回りに実質的に固定位置に前記第１装具要素と
    前記第２装具要素とを保持し、それによって前記被検者の前記手頸に対して実質
    的に固定位置に前記血圧監視装置を維持する前記少なくとも１つの留め装置とを
    含む測定するシステム。
  49. 【請求項４９】 前記血圧監視装置は、 印加された圧力に関係した第１信号を生成するように構成された第１トランス
    ジューサと、 前記被検者の手頸の前記内面に対して前記第１トランスジューサを圧迫するよ
    うに構成された結合装置であって、前記内面は被検者の血管の付近にあり、前記
    第１トランスジューサは前記結合装置によって圧迫されるとき前記血管を少なく
    とも部分的に圧縮する前記結合装置と、 前記血管内へ音波を伝達しかつ前記血管から反響を受信するように構成された
    第２トランスジューサであって、前記反響に関係した第２信号を発生する前記第
    ２トランスジューサと、 前記第１トランスジューサと前記第２トランスジューサとに動作上接続され、
    前記血管内の血圧の推定値を発生するように前記第１信号と前記第２信号とを処
    理するプロセッサと を含む請求項４８記載のシステム。
  50. 【請求項５０】 血管に対してセンサを位置決めする方法であって、 前記血管の付近に第１トランスジューサを置くことと、 前記血管の付近に第２トランスジューサを置くことと、 前記第１トランスジューサから前記血管内へ音響得エネルギーを伝達すること
    と、 前記第２トランスジューサを使用して前記血管から音響エネルギーを受信する
    ことと、 前記第２トランスジューサによって受信された前記音響エネルギーに関係した
    少なくとも１つのパラメータを測定することと 前記パラメータに基づいて前記第１トランスジューサ又は前記第２トランスジ
    ューサの位置を調節することと を含む位置決めする方法。
  51. 【請求項５１】 前記第１トランスジューサと前記第２トランスジューサと
    は同じ物理装置内に具体化される請求項５０記載の方法。
  52. 【請求項５２】 少なくとも１つのパラメータを測定する動作は前記第２ト
    ランスジューサによって受信された音響エネルギーの振幅を測定することを含む
    請求項５０記載の方法。
  53. 【請求項５３】 音響エネルギーを伝達する動作は所定パルス持続時間を有
    する一連の音響パルスを伝達することを含む請求項５０記載の方法。
  54. 【請求項５４】 前記第１トランスジューサと前記第２トランスジューサと
    の位置を調節する動作は、 前記少なくとも１つのパラメータに関係した第１信号を発生することと、 前記少なくとも１つのパラメータの変化を決定するために前記第１信号を分析
    することと、 前記変化に関係した第２信号を発生することと、 前記第２信号に基づいて前記第１トランスジューサ又は前記第２トランスジュ
    ーサの位置を調節することと を含む請求項５３記載の方法。
  55. 【請求項５５】 第２信号を発生する動作はファジィ制御論理を使用して前
    記第２信号を発生することを含む請求項５４記載の方法。
  56. 【請求項５６】 印加された圧力に関係した第１信号を生成する能力がある
    第１トランスジューサを被検者の血管の付近に位置決めすることと、 被検者の組織に対して前記第１トランスジューサを圧迫することであって、前
    記第１トランスジューサは前記圧迫に応答して前記血管を少なくとも部分的に圧
    縮する前記圧迫することと、 音響エネルギーを伝達しかつ受信する能力がある第２トランスジューサを前記
    血管の付近に位置決めすることと、 前記第２トランスジューサを使用して前記血管内へ音波を伝達することと、 前記第２トランスジューサを使用して前記血管から少なくとも１つの反響を受
    信することであって、前記第２トランスジューサは前記反響に関係した第２信号
    を発生する前記受信することと、 前記第２信号に基づいて前記反響の周波数を測定することと、 前記周波数に基づいて時間−周波数表現を形成することと、 前記時間−周波数分布が最大にされるとき前記第１トランスジューサを使用し
    て前記血管内の圧力を測定することと を含む血圧を測定する方法。
  57. 【請求項５７】 圧力を促成する手段であって、印加される圧力に関係した
    第１信号を生成する圧力を測定する手段と、 被検者の組織に対して圧力を前記測定する手段を圧迫する手段であって、前記
    組織は被検者の血管の付近にあり、圧力を前記測定する手段は前記圧迫する手段
    によって圧迫されるとき前記血管を少なくとも部分的に圧縮する前記圧迫する手
    段と、 前記血管内へ音波を伝達する手段と、 前記血管から少なくとも１つの反響を受信する手段であって、前記反響に関係
    した第２信号を発生する能力がある前記受信する手段と、 圧力を前記測定する手段と前記受信する手段とに動作上接続され、かつ前記血
    管内の血圧の推定値を発生するように前記第１信号と前記第２信号とを処理する
    ように構成された処理手段と を含む血圧監視装置。
  58. 【請求項５８】 印加された圧力に関係した第１信号を生成する能力がある
    第１トランスジューサと、 被検体の組織に対して前記第１トランスジューサに力を圧迫するように構成さ
    れた平圧装置であって、前記組織が被検体の血管の付近にあり、前記第１トラン
    スジューサは前記平圧装置によって圧迫されるとき前記血管を少なくとも部分的
    に圧縮する前記平圧装置と、 前記血管内へ音波を伝達しかつ前記血管から少なくとも１つの反響を受信する
    ように構成された第２トランスジューサであって、前記反響に関係して第２信号
    を発生するようにまた構成された前記第２トランスジューサと、 前記第１トランスジューサと前記第２トランスジューサとに動作上接続されか
    つ前記血管内の血圧の推定値を発生するように前記第１信号と前記第２信号とを
    処理するように構成されたプロセッサであって、前記血管内の血圧の速度を推定
    するために少なくとも前記第２信号を分析するように構成された前記プロセッサ
    と、 前記プロセッサに動作上接続されたコントローラであって、血液速度の前記透
    推定値に少なくとも部分的に基づいて前記第１トランスジューサと前記第２トラ
    ンスジューサとの位置を制御する前記コントローラと を含む血圧監視装置。
  59. 【請求項５９】 前記プロセッサは、 前記第２信号に基づいて前記反響の周波数を測定する動作と、 前記測定された周波数を使用して前記血管内を流れる前記血液の速度を推定す
    る動作と、 前記速度の時間−周波数表現を形成する動作と、 前記時間−周波数表現が所与の条件を満足せさるとき前記第１信号に基づいて
    血圧の推定値を発生する動作と によって血圧の推定値を発生するように前記第１信号と前記第２信号とを処理す
    る請求項５８記載の血圧監視装置。
  60. 【請求項６０】 前記時間−周波数表現は疑似ウィグナー分布であり、かつ
    血圧の前記推定値は前記疑似ウィグナー分布が最大限にされるとき前記第１トラ
    ンスジューサによって測定された前記血圧の値を含む請求項５９記載の血圧監視
    装置。
  61. 【請求項６１】 前記プロセッサはディジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を
    含み、かつ前記コントローラはファジィ論理コントローラを含む請求項５８記載
    の血圧監視装置。
  62. 【請求項６２】 ファジィ論理コントローラによって発生された第３信号に
    基づいて前記被検者の前記血管に対して横に前記第１トランスジューサと前記第
    ２トランスジューサとを位置決めするように構成された位置決め装置を更に含み
    、前記第３信号は前記第２信号から少なくとも部分的に導出される請求項５８記
    載の血圧監視装置。
  63. 【請求項６３】 被検者の血管に対するセンサの位置決めを制御する方法で
    あって、 前記血管に対して前記センサの位置を表す第１信号を発生することと、 前記血管と関連したかつ前記サンサによって検知された少なくとも１つのパラ
    メータに関係する第２信号を発生することと、 前記第２信号をパラメータの第１集合に変換することと、 前記第２信号をパラメータの第２集合に変換することと、 第１機能関係によって関係付けられたパラメータの第３集合を発生するために
    パラメータの前記第１集合とパラメータの前記第２集合とに論理規則の集合を適
    用することと、 パラメータの前記第３集合と前記機能関係とに基づいて出力信号を発生するこ
    とと、 前記出力信号に少なくとも部分的に基づいて前記センサの位置を調節すること
    と を含む制御する方法。
  64. 【請求項６４】 前記第２信号を発生する動作は、それぞれ、ファジィ変数
    の第１集合と第２集合とを発生する動作を含む請求項６３記載の方法。
  65. 【請求項６５】 前記第２信号を発生する動作は前記血管内の血液の速度に
    比例する信号を発生する動作を含む請求項６３記載の方法。
  66. 【請求項６６】 前記第２信号を発生する動作は超音波トランスジューサに
    よって発生された音反響に関係した信号を発生する動作を含む請求項６３記載の
    方法。
  67. 【請求項６７】 前記第２信号をパラメータの第２集合に変換する動作は時
    間に対する前記第２信号の導関数を取る動作を含む請求項６３記載の方法。
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