JP2003512881A

JP2003512881A - 誘導されたパータベーションを測定して生理パラメータを判定する装置および方法

Info

Publication number: JP2003512881A
Application number: JP2001534288A
Authority: JP
Inventors: カロ、リチャード、ジー．; シャー、マーク、エイチ．
Original assignee: マシモ・コーポレイション
Priority date: 1999-11-01
Filing date: 2000-11-01
Publication date: 2003-04-08
Also published as: EP1227754A1; US20020095090A1; ATE364349T1; EP1227754B1; EP1782728A1; WO2001032076A1; DE60035214T2; US20050192500A1; US6852083B2; US6371921B1; DE60035214D1

Abstract

(57)【要約】患者の生理的パラメータを決定するモニターは、患者の生理的パラメータを表す較正信号を提供するように構成された較正デバイスを含む。エクサイターが患者の血管の上に付けられ、送信されるエクサイターの波形を患者に誘導する。非侵襲的センサーが血管の上に付けられ、非侵襲的センサーは血液パラメータを感知し、受信されたエクサイターの波形の成分を含む血液パラメータを表す非侵襲的センサーの信号を生成するように構成される。ここで、血液のパラメータは、圧力、流れ、量、速度、血管の壁の動き、血管の壁の位置および他の関連するパラメータなど、血管内の血液に関連する任意の生理的パラメータと定義される。プロセッサは、受信されたエクサイターの波形の特性と生理的パラメータの特性との間の関係を決定するように構成される。プロセッサは、較正信号と非侵襲的センサーの信号とを受信するように接続され、プロセッサは較正信号と非侵襲的センサーの信号とを処理して生理的パラメータを決定するように構成される。好ましい実施形態では、測定された生理的パラメータは血圧であるが、本発明は血管壁のコンプライアンス、心室の収縮の強度、血管の抵抗性、液量、心拍出量、心筋の収縮性、および他の関連するパラメータなど別の生理的パラメータを解析しトラッキングするために使用することができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】

本発明は一般に、患者の生理パラメータおよび他の臨床上重要なパラメータの
判定を、非侵襲的に提供する装置と方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】

血圧は個人の動脈系内の力であり、血液を流し、酸素と栄養分を組織に送るも
のである。圧力の低下または喪失が長引くと、組織の局所潅流が限定され、組織
の損傷または死という結果を招く可能性がある。一部の組織は長期間にわたる低
潅流に耐えられるが、脳、心臓、腎臓は血圧の流れの低減に非常に敏感である。
したがって外科手術の間と手術後、血圧はしばしばバイタルサインとして監視さ
れる。血圧は、手術の間と手術の後、手術の種類と、手術に対する身体の反応な
ど生理的な要因の影響を受ける。さらに、手術の間と手術の後、血圧は種々の投
薬を使用して操作され制御される。しばしば、これらの生理的な要因および与え
られた投薬によって、即時に血圧を測定し応急措置を取らなければならない血圧
の急激な変化という状況が生じることがある。

【０００３】患者の血圧が変化するため、継続的な監視が重要である。血圧を測定する従来
の方法は、聴診器、閉塞カフ、および圧力計で行われる。しかしこの方法は遅く
、本来的に主観的で、熟練した臨床医の介入を必要とするものであり、危険な状
況ではしばしば必要とされるタイムリーな記録を提供できない。

【０００４】これらの理由のために、血圧を測定する２つの方法が開発された。１つは非侵
襲的な間欠的な方法で、オシロメータ・カフなどの自動化されたカフデバイスを
使用するものであり、もう１つの方法は、侵襲的な、カテーテルを使用する継続
的な（心拍ごとの）測定である。

【０００５】オシロメータ・カフを使用する方法は、一般的には測定値を得るために１５秒
から４５秒を必要とし、静脈の回復に十分な時間を与えなければならない。した
がって、最良でも、血圧測定を更新する間に１／２分から１分の間があるのが一
般的である。これは急速に作用する薬物を投与している時に、圧力の示度が更新
されるのを待つ時間としては過度に長い時間である。また、長い時間にわたって
カフを頻繁に膨張させすぎると、カフの下にある領域の斑状出血および／または
神経の損傷という結果を招く場合がある。侵襲的な方法は、塞栓、感染症、出血
、血管壁の損傷という危険性を含む、固有の欠点を有する。

【０００６】継続的で、非侵襲的な血圧の測定のニーズに対処するために、いくつかの装置
が開発された。１つの手法は、Penazの米国特許第４，８６９，２６１号と、H.
Shimazuの「Vibration Techniques for Indirect measurement of Diastolic Ar
terial Pressure in Human Fingers」、Med. and Biol. Eng. and Comp., vol.27
, no.2, 130ページ(１９８９年３月）の場合などのように、患者の指の血圧の値
を、患者の中心血圧の指標とすることに依っている。他の装置は、２つのカフを
使用し、１つずつを各腕に付け、それぞれ、較正の示度と継続的な示度を判定す
るものである。別の装置は、時間サンプリングされた血圧の波形を周波数ドメイ
ンに変形して、基本周波数の偏向に基づいて血圧を判定するものである。１９９
４年１月５日にKaspariらが提出した、米国特許出願番号第０８／１７７，４４
８号は、これらの装置の例を提供している。他の種類のデバイスは、L. Djordje
vichらのＷＯ９０／０００２９（ＰＣＴ出願）に代表されるように、電気コンダ
クタンスを使用して血圧を測定するものである。

【０００７】関連する目的の領域は、患者の身体組織をパータベーション(perturbation)す
ることによって追求された。ある種の実験は、運動エネルギを患者に誘導するこ
と、具体的には血管を振動させることによってパータベーションを引き起こして
いる。米国特許第４，６４６，７５４号のSealeの仕事では、低周波数の振動に
さらされた血管の入力インピーダンスを感知することによって、血圧を測定しよ
うとする試みが説明されている。米国特許第５，１４８，８０７号のH. Hsuによ
る仕事では、振動は、接触しない光圧力計内で使用されている。いくつかの実験
が血液内で励起されたパータベーションの速度を測定し、パータベーションの速
度と血圧の間に相関関係を見いだしている。このような相関関係は、自然な脈波
の圧力と速度との間でも示されている。しかしこれらの研究は速度と圧力の間の
関係を論じているが、誘導されたパータベーションを測定して血圧を判定する実
際的な方法を提案しているわけではない。このような研究の例は、１９５８年の
J. Appl. Physiol., vol. 12, ９１ページの、M. Landowneによる「Characteris
tics of Impact and Pulse Wave Propagation in Brachial and Radial Arteri
es」、および、１９８８年のAnnals of Biomedical Engineering, vol. 16, ３
４１ページのJ. Pruettによる「Measurement of Pulse-Wave velocity Using a
Beat-Sampling Technique」、および、１９６８年１０月のCirculation Researc
h, vol. 23、５３９ページの、M. Anlikerによる「Dispersion and Attenuation
of Small Artificial Pressure Waves in the Canine Aorta」である。

【０００８】動脈内の圧力のパータベーションの伝播を測定する公知の技法は、Tollesの米
国特許第３，０９５，８７２号、および、Salisburyの米国特許第３，０９０，
３７７号を含む。Tollesは2つのセンサーを使用してパータベーションの波形を
検出し、２つのセンサーの信号を生成している。２つのセンサーの信号は位相検
出器内で比較される。センサーの信号の位相差が表示され、血圧の変化を検出す
ることのできる信号を提供するが、較正された血圧の出力を提供するわけではな
い。Salisburyも同様にセンサーを使用してパータベーションの波形を検出し、
単一のセンサーの信号を生成する。センサーの信号は基準信号と比較される。セ
ンサーの信号の位相差に基づいて、一般的な公式を使用し、患者の血圧を判定す
る。たとえばLandowneによって、圧力と信号伝播の間の関係は患者によって大き
く異なることが示されたので、Salisburyの単一の公式に基づいた技法は一般的
に適用可能というわけではない。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】

本発明は、患者の身体組織に誘導されたパータベーションを測定し、患者の血
圧と他の臨床上重要なパラメータを判定する装置と方法を説明するものである。

【００１０】本発明の目的は、患者に取り付けられた非侵襲的センサーを介して患者の血圧
を継続的に判定することである。

【００１１】関連する目的は、患者の血液または血管にパータベーションを誘導して、非侵
襲的にパータベーションを測定し患者の血圧を判定することである。

【００１２】関連する目的は非侵襲的センサーの信号を、自然な成分、誘導された成分、お
よびノイズ成分を含む成分にフィルタリングし、誘導された成分から患者の血圧
を判定することである。

【００１３】別の関連する目的は、誘導されたパータベーションの特性と生理パラメータの
特性との間の関係を判定することである。

【００１４】

【課題を解決するための手段】

患者の生理パラメータを判定するモニターは、患者の生理パラメータを表す較
正信号を提供するように構成された較正デバイスを含む。エクサイター(exciter
)が患者の血管の上に取り付けられ、送信されるエクサイターの波形を患者に誘
導する。非侵襲的センサーが血管の上に取り付けられ、非侵襲的センサーは血液
パラメータを感知し、受信されたエクサイターの波形の成分を含む血液パラメー
タを表す、非侵襲的センサーの信号を生成するように構成される。ここでは、血
液パラメータは、圧力、流れ、量、速度、血管壁の動き、血管壁の位置、および
他の関連するパラメータなど、管の中の血液に関連する生理パラメータと定義さ
れる。プロセッサは、受信されたエクサイターの波形の特性と、生理パラメータ
の特性の間の関係を判定するように構成される。プロセッサは較正信号と非侵襲
的センサーの信号を受信するように接続され、較正信号と非侵襲的センサーの信
号を処理して生理パラメータを判定するように構成される。好ましい実施形態で
は、測定される生理パラメータは血圧であるが、本発明は血管壁のコンプライア
ンス、心室の収縮の強さ、血管の抵抗性、流量、心拍出量、心筋の収縮性、およ
び他の関連するパラメータなど他の生理パラメータを解析しトラッキングするた
めに使用することができる。

【００１５】本発明の別の利点は、次の詳細な説明を読み、図面を参照すると明らかになる
だろう。

【００１６】用語Ｐ_D 弛緩期の血圧Ｐ_D0 較正時の弛緩期の血圧Ｐ_S 収縮期の血圧Ｐ_P パルス圧Ｐ_W エクサイターの波形の圧力Ｖ_d 受信されたエクサイターの波形Ｖ_W 信号エクサイターの波形Ｖ_n ノイズ波形Ｖ_e エクサイターセンサーの信号（送信されるエクサイターの波形）Ｖ_p 検出された搏動の電圧 Φｗエクサイターの信号の位相 ΦＷ_D 弛緩期のエクサイターの信号パルスＶｅｌ（ｔ）エクサイターの信号速度Ｖｅｌ_D 弛緩期におけるエクサイターの信号速度Ｖｅｌ_S 収縮期におけるエクサイターの信号速度

【００１７】

【発明の実施の形態】

好ましい実施形態は血圧の生理パラメータを中心としているが、血管壁のコン
プライアンス、心室の収縮、血管の抵抗性、流量、心拍出量、心筋の収縮性、お
よび他の関連するパラメータを含む多くの他の生理パラメータも本発明で測定す
ることができる。当業者であれば、本発明の範囲内にとどまりながら好ましい実
施形態に種々の変更や修正を加えられることを理解するであろう。本明細書に使
用されているように、継続的という用語は、目的の生理パラメータがたとえば手
術の間など、一定期間にわたって判定されることを意味する。本発明の一部をデ
ジタルコンピュータで実装することは、種々の入力信号をサンプリングし、１組
のサンプルについて説明された手順を実行することによって実行される。したが
って、目的の生理パラメータの定期的な判定も、「継続的な」という用語の定義
の中に入る。

【００１８】図１は好ましい実施形態の構成要素と構成を示す。オシロメータ・カフ１１０
はワイヤ１０６を介してプロセッサ１００に接続され、カフ１１０は最初の較正
ステップの間、プロセッサ１００に応答する。オシロメータ・カフの動作は当業
では知られており、血圧信号を得るための自動化された手順を含む。明確に説明
するために全般的な手順を提供するが、全般的な手順が本発明に重要であるわけ
ではない。

【００１９】第１に、閉塞カフが患者の上腕に巻きつけられ、血流を低減させる。ついで、
圧力がゆっくり低減するにつれて、血流が開始した時をトランスデューサが感知
し、この時の圧力が収縮期圧として記録される。圧力がさらに低減されると、ト
ランスデューサは同様に、全血流が回復した時の圧力を検出し、この圧力が弛緩
期圧として記録される。圧力を表す信号はワイヤ１０６を介してプロセッサ１０
０に送られ、記憶される。コロトコフ(Korotkoff)音を使用した手動または自動
化された血圧測定、または「リターン・トー・フロー(return to flow)」技法な
ど、代替の血圧測定技法も使用できる。手動の測定はたとえば、キーパッドを使
用して提供できる。どの測定技法が使用されても、較正デバイスは患者の生理パ
ラメータを表す較正信号を提供する。この点で、較正デバイスは、自動化された
測定または手動の測定を含むように広く定義される。

【００２０】図１は、患者の橈骨動脈より上の前腕に取り付けられたエクサイター２０２で
ある。エクサイター２０２は患者の身体組織のパータベーションを誘導するデバ
イスであって、チューブ１０７を介してプロセッサ１００によって制御される。

【００２１】図２は、エクサイターとその構成要素の断面図である。エクサイター２０２は
膨張可能なバッグであって空気チューブ１０７を介してプロセッサに接続してい
る。エクサイターは、アクセス可能な動脈２２０の近くの場所にホールドダウン
(holddown)デバイス２０４によって固定されており、ホールドダウンデバイス２
０４はバックル、接着ストラップ、または他のデバイスであってもよい。またエ
クサイターの中にはエクサイターセンサー２０３が配置され、パータベーション
ソースの波形を示す基準信号を生成し、この信号をワイヤ１０８を介してプロセ
ッサに送る。この信号はプロセッサによって基準信号として使用される（次に説
明する）。場合によっては、エクサイター駆動電圧または電流を基準信号として
使用し、エクサイターセンサー２０３は簡単な電流センサーまたは電圧センサー
とすることもできる。このような場合、エクサイターの電流または電圧を表す信
号がワイヤ１０８を介してプロセッサに送られる。また、エクサイターセンサー
をプロセッサ内に含め、ワイヤなどの電気接続によってエクサイターに接続して
もよい。

【００２２】上記のように、プロセッサ１００はチューブ１０７を介してエクサイターに取
り付けられている。プロセッサ１００は、トランスデューサまたはダイヤフラム
でエクサイター２０２内の圧力を制御する。トランスデューサは電気信号を物理
的な動きに変換するデバイスで、ダイヤフラムはトランスデューサに取り付けら
れ、動きを増幅するフレキシブルな材料である。この組合せの例はラウドスピー
カである。ダイヤフラムは空気チューブ１０７に接続された気密性の囲いの一部
と、圧力を初期化する入力を形成する。当業者であれば、トランスデューサと空
気チューブ１０７とエクサイター２０２を小さくし、プロセッサに接続された空
気の入ったバッグを電気駆動信号のみで振動させるように作用できる単一のエク
サイター要素に組み合わせてもよく、この場合はばねなどのほぼ一定圧のソース
がエクサイターの中に含まれ、または、電気駆動信号とバッグに対するほぼ一定
圧のソースへの接続によってもよいことが理解されるであろう。当業者であれば
、エクサイターはまた空気などの流動性の媒体を介するか、またはゲルなどの固
体の媒体によって腕に結合できることも明らかであろう。

【００２３】動作においては、圧力はまず初期化入力を介して確立され、ついで圧力はトラ
ンスデューサに送られる電気信号によって変えられ、ダイヤフラムはトランスデ
ューサの動きに応答してチューブ内の圧力の変動を生成する。この結果、プロセ
ッサは、振動する電気信号をトランスデューサに送ることにより、エクサイター
の圧力を振動させる。エクサイターは患者の組織をパータベーションし、送信さ
れるエクサイターの波形を患者に誘導することによって応答する。この送られた
エクサイターの波形は、組織の振動性のパータベーションを含むので、振動性の
エクサイターの波形と考えるべきである。

【００２４】パータベーションは、エクサイターの下にある組織２２１と血管２２０を励振
させ、送信されたエクサイターの波形を患者の体内で放射させ、少なくとも波形
の一部が血液の入った血管に沿って移動する。励振波形はシヌソイド、方形、三
角形、または任意の適切な形状であってよい。十分なパータベーションの周波数
の範囲を判定するために行われた実験によって、２０Ｈｚから１０００Ｈｚの範
囲がうまくいくことが分かった。２０Ｈｚよりも小さい周波数、または１０００
Ｈｚよりも大きい周波数でもうまく行くことが予想され、この明細書は本発明が
新規である限りは、すべての周波数をカバーすることが目的とされている。

【００２５】図１はさらに、エクサイターから離れた患者の手首に付けられた非侵襲的セン
サー２１０を示す。非侵襲的センサーはワイヤ１０９を介してプロセッサ１００
に接続される。

【００２６】図３は、エクサイターと同じように、橈骨動脈２２０の上に付けられた非侵襲
的センサー２１０の切断図を示す。センサー２１０は、動脈２２０の近くの場所
にホールドダウンデバイス２１１によって固定されており、ホールドダウンデバ
イス２１１はバックル、接着ストラップ、または他のデバイスであってもよい。
ホールドダウンデバイス２１１はまたバッフル２１２を含んでノイズを低減し、
バッフルは、患者に対してセンサー２１０を、たとえば１０ｍｍＨｇの圧力など
、一定の圧力で保つために圧力を加えられた空気バッグである。別法としては、
バッフル２１２はばねまたはフォーム・パッドなど任意の適切なデバイスであっ
てよい。

【００２７】非侵襲的センサー２１０は、患者の少なくとも１つの血液パラメータに応答し
、これに応答して信号を生成する。ここでは、血液パラメータは、圧力、流れ、
量、速度、血管壁の動き、血管壁の位置、および他の関連するパラメータなど、
血管に関連する任意の生理パラメータと定義される。好ましい実施形態では、圧
電センサーを使用して、血圧の影響を直接受ける動脈壁のずれを感知する。当業
者であれば、マイクロフォンまたはほかのセンサーを非侵襲的センサーとして使
用できることが明らかであろう。センサーは、空気を満たした空洞またはゲルな
ど流動性または固体の結合によって腕に接続してもよい。

【００２８】示されたように、センサーは橈骨動脈２２０の上に付けられ、動脈中の圧力の
変動に応答する。圧力が増加すると圧電素材が変形し、変形に対応する信号を生
成する。信号はワイヤ１０９を介してプロセッサ１００に送られる。

【００２９】図１は、ユーザに情報を伝えるための制御パネルを有するプロセッサ１００を
示す。電源スイッチ１０１はユニットをオンにするためのものである。波形出力
モニター１０２は継続的な血圧の波形を、医療関係者が見るために表示する。こ
の波形はプロセッサによって判定された圧力に拡大されてモニターに出力される
。デジタルディスプレイ１０３はユーザに現在の血圧を伝える。示されているの
は、収縮期圧、弛緩期圧、および平均動脈圧である。較正ボタン１０４を使用す
ると、ユーザはボタンを押すことによって、任意の時にプロセッサを較正できる
。較正ディスプレイ１０５は、ユーザに、もっとも最近の較正時の血圧と、その
較正から経過した時間を示す。プロセッサは、較正血圧、較正時間、継続的な血
圧、および他のパラメータを含む、患者を監視している間に発生したすべてのト
ランザクションの記録を保持するが、別の情報もプロセッサによって記憶され、
制御パネル上に表示できることが予想されよう。

【００３０】非侵襲的センサーの信号を見ると、自然な血液パラメータに追加して、非侵襲
的センサーの信号は、患者の体内を通過したエクサイターの波形を示す成分を含
んでいる。エクサイターの成分は自然な血液パラメータと比較して小さいように
設計されているが、貴重な情報を含んでいる。したがって、プロセッサを使用し
てエクサイターの波形と自然な血液パラメータを分離し、各成分を定量化して患
者の血圧を判定する。

【００３１】図４ａは自然な血圧の波形を示し、最小値は弛緩期圧を表し、最大値は収縮期
圧を表す。この波形は、波形のＤＣオフセットを決定するために便利な基準であ
る平均動脈圧（ＭＡＰ）を有する。例としての圧力の値は弛緩期が８０ｍｍＨｇ
で収縮期が１２０ｍｍＨｇで、ＭＡＰＤＣオフセットが９０ｍｍＨｇである。

【００３２】図４ｂは動脈の波形の動作図であり、エクサイターの波形が自然な血圧の波形
の上に重ねられている。エクサイターはエクサイターの波形を第１の位置で動脈
血液に誘導し、エクサイターの波形は自然な波形と重なっている。エクサイター
の波形は患者の自然な波形に比べて小さいので、図４ｂに示されているように自
然な波形の方が優勢である。上記のように、非侵襲的センサーの信号は自然な波
形とエクサイターの波形の両方に関する情報を含む。次に説明するように、プロ
セッサ１００は非侵襲的センサーの信号の構成成分を分離し、継続的に患者の血
圧を判定するように設計される。

【００３３】図５は、好ましい実施形態の概念図である。オシロメータ・カフを制御し、そ
こからの示度を判定して患者の血圧を表す信号を生成するオシロメータ・カフの
コントローラ１２１がある。また、電気入力を圧力出力に変換する圧力トランス
デューサ１３３に結合された誘導波周波数生成器１３１がある。トランスデュー
サの出力はエクサイター２０２に接続され、エクサイターの振動を制御してエク
サイターの波形を患者の動脈血液に誘導する。

【００３４】エクサイターセンサー２０３の出力はバンドパスフィルタ１３４に供給される
。このフィルタ１３４はトランスデューサの圧力に応答して高周波数の信号を分
離し、その結果生じた信号をＲＭＳメータ１３５と、ロックイン増幅器１４３基
準入力に送る。好ましい実施形態では、ＲＭＳメータの出力は１秒に２００サン
プルのレート、１４ビットの解像度でサンプリングされ、コンピュータ１５０に
送られる。サンプリングレートと解像度を変えてもよい結果が得られることが予
想されるであろう。

【００３５】非侵襲的センサーの出力は電荷増幅器１４０に供給され、電荷増幅器１４０は
その結果生じた信号をローパスフィルタ１４１とバンドパスフィルタ１４２に送
る。これらのフィルタは非侵襲的センサーの信号を、それぞれ、較正されない自
然な血圧の波と、受信されたエクサイターの波形を表す２つの構成成分に分離す
る。ローパスフィルタの出力は１秒に２００サンプルのレートで１４ビットの解
像度でサンプリングされ、コンピュータ１５０に送られ、バンドパスフィルタの
出力はロックイン増幅器１４３信号入力に送られる。

【００３６】ロックイン増幅器１４３は、バンドパスフィルタ１３４からの入力を基準とし
て受信し、バンドパスフィルタ１４２からの入力を信号として受信するが、これ
らはそれぞれエクサイターセンサーの信号（送信されたエクサイターの波形）と
非侵襲的センサーのエクサイター信号（受信されたエクサイターの波形）である
。ロックイン増幅器は位相感知検出として知られる技法を使用して、非侵襲的セ
ンサーのエクサイターの信号の成分のうち、エクサイターのセンサーの信号の周
波数と位相である特定の基準周波数と位相の成分だけを選び出す。増幅器１４３
は、基準入力と同じ周波数で、基準入力と同相にロックされている、内部の、定
振幅の正弦波を生成する。ついで、この正弦波に非侵襲的センサーのエクサイタ
ーの信号を掛け合わせ、ローパスフィルタリングして、非侵襲的センサーの信号
の振幅に、非侵襲的なエクサイターの信号と基準の間の位相差の余弦を掛け合わ
せたものに比例する信号を生成する。これは同相出力、または真の出力として知
られる。

【００３７】増幅器１４３はまた、基準入力とは９０度位相がずれている内部の基準正弦波
を生成する。この正弦波に、受信されたエクサイター信号を掛け合わせ、ローパ
スフィルタリングして、非侵襲的センサーの信号の振幅に、非侵襲的センサーの
エクサイターの信号と基準の間の位相差の正弦を掛け合わせたものに比例する信
号を生成する。これは直交位相出力、または虚(imaginary)出力として知られる
。ついで増幅器１４３はコンピュータ１５０に、送信されたエクサイター信号の
位相を基準として、受信されたエクサイター信号の実際の成分と虚の成分に関す
る情報を提供する。別法としては、増幅器は受信されたエクサイター信号の大き
さと位相を表す成分を提供することもできる。好ましい実施形態では、増幅器の
出力は１秒に２００サンプルのレートで１４ビットの解像度でサンプリングされ
る。サンプリングレートと解像度を変えてもよい結果が得られることが予想でき
るであろう。

【００３８】コンピュータ１５０はオシロメータ・カフのコントローラ１２１、ＲＭＳメー
タ１３５、ローパスフィルタ１４１、およびロックイン増幅器１５０からの入力
を受信する。コンピュータ１５０はまた、ユーザインタフェースパネル１６０か
らの入力を受信し、制御パネルディスプレイ情報を更新する役割を果たす。コン
ピュータ１５０はさらに、図６に示すように、構成成分を非侵襲的センサーの信
号から分離し、非侵襲的センサーのノイズ成分を減衰する手順を実行する。

【００３９】実施形態で説明された処理装置はロックイン増幅器１４３の使用を含むが、当
業者であれば、周波数ドメイン処理によっても同様な結果が得られることが明ら
かであろう。たとえば、種々の解析すべき信号にフーリエ変換を実行でき、時間
ドメインのロックイン増幅器による上記の処理と似た周波数ドメインの処理をさ
らに実行することができる。上記の種々のフィルタリングステップは周波数ドメ
インの中で有利に実行できる。周波数ドメインにおける処理ステップは、エクサ
イターのセンサーの波形と非侵襲的センサーの波形の間の、伝達関数の解析の一
般的なカテゴリの中に入ると考えられ、請求項がカバーする対象である。伝達関
数を計算するために当技術分野で使用される種々の技法も、この解析に適用可能
である。

【００４０】Ａ．エクサイターの波形の速度を処理してオフセットスケーリングを決定し、
エクサイターの波形の振幅を処理してゲインスケーリングを決定する図６は、図５のコンピュータ１５０の動作を表す処理のフローチャートである
。動作はステップ７０２で、最初の較正測定値、非侵襲的センサーの信号、およ
びエクサイターのセンサーの信号を受信したところで開始する。ステップ７０４
では、パルス基準のために血圧波形セグメントを選択するが、これは、パルス間
の測定の継続性と、較正を測定する間の整合のために重要である。この実施形態
では簡単に示すために、弛緩期圧（低いポイント）が選択されているが、収縮期
圧または平均動脈圧（ＭＡＰ）など任意のポイントの波形を選択することができ
る。セグメントの選択は次に論じるＤＣオフセットと関連する。

【００４１】ステップ７０６は、非侵襲的センサーの（受信された）エクサイターの波形が
、信号成分とノイズ成分に分離されるフィルタリングステップである。ノイズ成
分は多くのソースを有する場合があり、そのうちの１つはエクサイターから導出
された信号であるが、目的の信号がとる動脈に沿った経路ではなく、別の経路に
沿って非侵襲的センサーに移動した信号である。例は、エクサイターの波形を伝
える骨、およびエクサイターの波形を伝える皮膚などの表面組織を含む。他のノ
イズソースは患者の動きから生じる。例としては、患者の自発的な動き、および
手術の間に医師が患者の四肢を動かすことなど、非自発的な動きが含まれる。

【００４２】図７ａからｃは、受信されたエクサイターの信号のフィルタリングの原理を示
す。自然なパルスの間は、受信されたエクサイターの波形Ｖ_dは、非侵襲的セン
サーの信号を監視しているロックイン増幅器１４３の実出力と虚出力による複素
平面内で形成される点の集合によって表される。図７ａは、ノイズがない時の受
信されたエクサイターの波形Ｖ_dを表す。ノイズがないと、Ｖ_dは受信されたエク
サイターの信号に対応する大きさと位相を有するベクトルＶ_w（ｔ）と同じであ
る。パルスの間、Ｖ_w（ｔ）の大きさは一定であるが、角度は、小さい圧力を表
す第１の角度から大きい圧力を表す第２の角度に周期的に振動する。ノイズがな
いと、アークは原点に中心を有することに注意されたい。

【００４３】図７ｂは、ノイズがある時の受信されたエクサイターの波形Ｖ_dを表し、ノイ
ズはベクトルＶ_nによって示されている。ベクトルＶ_dは非侵襲的センサーのエク
サイターの波形とノイズを足した大きさと位相を有する。図７ｂからｃから分か
るように、ベクトルＶ_d（ｔ）は、点の集合の各々から等距離である共通の点Ｖ_c を有する、アークを形成する点の集合を画定している。Ｖ_cからアークへのベク
トルＶ_w（ｔ）は、非侵襲的な信号のエクサイターの波形の真の大きさと位相に
対応する。ベクトルＶ_nはノイズを表し、識別されると、非侵襲的センサーの波
形から除去することができる。フィルタステップはＶ_nノイズ成分を除去し、Ｖ_w （ｔ）信号エクサイター成分をステップ７０８に渡す。

【００４４】上の議論では例示的な目的で、Ｖ_w（ｔ）の大きさはパルスの時間にわたって
一定であると仮定した。場合によってはエクサイターの波形が動脈に沿って伝わ
る間の減衰は圧力に依存しており、この場合、Ｖ_w（ｔ）の大きさは圧力に相関
してパルスの間に変化する可能性がある。このような状況では、ベクトルＶ_dに
よって複素平面の中に描かれた図の形状は、完全な円の一部ではなくなるだろう
。一般的な形状は理論的に予想できる形状のらせん形である。このような状況下
でのフィルタステップの機能は、概念的には上記の機能と同じであるが、ノイズ
ベクトルＶ_nの除去は円の中心ではなく、らせんの原点の位置を含まなければな
らない点が異なる。

【００４５】ステップ７０８では、パルスが有効であるかどうかを判定する。このために、
プロセッサは非侵襲的センサーの信号の構成成分をチェックして、構成成分が患
者の許容可能な臨床的なノルム(norms)内にあることを確認する。たとえばプロ
セッサは、新しいパルスが前のパルスと同じであるかどうかを判定することがで
き、同じである場合は新しいパルスは有効である。

【００４６】ステップ７２０では、信号エクサイターの波形Ｖ_w（ｔ）を処理してＤＣオフ
セットを判定する。利便のために、弛緩期をオフセット値として使用するが、波
形のどの部分でも使用できる。プロセッサは、ベクトルＶ_w（ｔ）がもっとも低
い位相角（すなわち、図７ａの最大の時計方向の角度）に達した時にオフセット
を決定するが、これは弛緩期の位相角度Φｗ（ｄｉａｓ）である。較正弛緩期の
測定値は較正時にプロセッサによってＰ_D0として記憶される。また、プロセッサ
はエクサイターの波の速度と血圧の間の関係を示す関係も記憶する。この関係は
患者のサンプルを参照して判定され、各較正測定の後特定の患者を参照して継続
的に更新される。図８ａからｃは、エクサイターの波形と血圧の間の、臨床的に
判定された関係を示すグラフである。図８ｂは１５０Ｈｚの周波数における位相
と圧力の間の関係を表す。他の周波数は示された線から垂直にオフセットされた
関係を有する。圧力と速度の関係は、このグラフ情報の格納をデータ表または、
解析的な式のいずれかで表す。

【００４７】ステップ７２１では、ステップ７２０の情報から予想される弛緩期圧を判定す
る。プロセッサは、記憶された圧力と速度の関係に関連して、Φｗ（ｄｉａｓ）
において信号エクサイターベクトルＶ_w（ｔ）の位置を参照することにより、１
つのパルスから次のパルスで弛緩期の変化を継続的に判定する。さらに、圧力と
速度の関係は、患者の過去の較正から得られた較正測定情報に基づいて継続的に
更新される。

【００４８】確立された関係の組を使用して、情報から表を作成し解釈し、この情報をセン
サーの信号の成分と関連づける。第１に、血圧とエクサイターの波形速度の間に
知られた関係が存在する。また、所与の周波数で多くの他の関係が知られている
。速度と波長の間には関係があり、速度が早ければ波長も長くなる。波長と位相
の間にも関係があり、波長が変化すれば位相も比例して変化する結果になる。し
たがって、血圧と位相の間には関係があり、血圧の変化によって位相も比例して
変化する結果になる。これがオフセット予想の基礎である。

【００４９】記憶された較正測定値と弛緩期の変化をプラスすると、新しいＤＣオフセット
弛緩期圧Ｐ_Dｐｒｅｄ）が予想される。この予想は、較正時における弛緩期圧Ｐ_D ₀ と、較正ΦＷ_D0と現在の時間のΦｗ（ｄｉａｓ）の間の位相差の商を足したも
のに基づいて行なわれ、圧力と速度の関係は、エクサイターの波形の位相から圧
力ｄ（ΦＷ_D）／ｄＰへの変化のレートとしてプロセッサのメモリに記憶される
。

【数１】

【００５０】ステップ７２２では、予想された弛緩期圧を表示する。

【００５１】ステップ７３０では、非侵襲的センサーのエクサイターの波形の位相と速度を
判定する。この判定は、非侵襲的センサーのエクサイターの波形をエクサイター
のセンサーの波形と比較することに基づいて行われる。

【００５２】ステップ７３１では、非侵襲的センサーの信号から、非侵襲的センサーのエク
サイターの波形の振幅を判定する。

【００５３】ステップ７３２では、エクサイターのセンサーの波形の大きさＶ_eに、較正さ
れたエクサイターの波形の圧力Ｐ_W（ｃａｌ）と、較正されたエクサイターのセ
ンサーの波形の大きさＶ_e（ｃａｌ）の比を掛け合わせることによって、エクサ
イターの波形の圧力Ｐ_wを判定する。

【数２】

【００５４】エクサイターの波形がエクサイターから検出器に伝播する時に、エクサイター
の波形の減衰に大きな圧力の変化が観察された場合、追加の倍数の圧力に依存す
る補正係数を式１に含めなければならない。

【００５５】ステップ７３４では、較正値が依然として有効であるかどうかを判定する。こ
の判定は、最後の較正からの時間、圧力と速度の関係の線型性が確かな範囲から
外れていること、医療関係者による新しい較正が望ましいという判定、および他
の要因を含む多くの要因に基づいてもよい。これらの要因の例として、好ましい
実施形態では、２分、５分、１５分、３０分、６０分、および１２０分という、
ユーザが設定可能な較正時間を提供しているが、さらに多くの較正時間を容易に
提供できる。さらに、圧力が判定されたカーブは、ある程度の全体的な非線型性
を伴う区分された線である。プロセッサ１００が、線型領域が超過しているので
データが信頼できないと判定した場合、プロセッサは較正ステップを開始する。
１つの実施形態では、「内部整合(Internal Consistency)」トリガ技法を使用し
てデータの有効性を判定し、再較正を選択的にトリガする。これは内部整合解析
(Internal Consistency Analysis : ICA)と呼ばれ、次の見出しの下で説明する
。最後に、オペレータが較正ステップを希望すれば、較正を手動で開始すること
ができる。較正を手動で開始するために、ボタン１０４がプロセッサ１００に備
えれられている。

【００５６】ステップ７３６では、エクサイターの波形の圧力Ｐ_wに、検出された搏動の電
圧Ｖ_pと、検出されたエクサイターの波形の大きさＶ_wの比を掛け合わせることに
よって、新しいパルス圧Ｐ_p（ｐｒｅｄ）を予想する。

【数３】

【００５７】この予想は、非侵襲的センサーのエクサイターの波形を使用して、自然な血圧
の波形の弛緩期と収縮期の間の圧力の差を判定する。たとえば、０．３Ｖの非侵
襲的センサーのエクサイターの大きさＶ_wが、１ｍｍＨｇの圧力の変化Ｐ_wに関連
し、非侵襲的センサーの波形Ｖ_pが−６Ｖから＋６Ｖに変わる場合、非侵襲的セ
ンサーの波形は４０ｍｍＨｇのパルス圧の偏位Ｐ_p（ｐｒｅｄ）を表す。

【００５８】ステップ７６０では、予想された弛緩期圧Ｐ_D（ｐｒｅｄ）とパルス圧Ｐ_P（ｐ
ｒｅｄ）を加算することによって新しい収縮期圧Ｐ（ｐｒｅｄ）を予想する。

【数４】

【００５９】上記の例で、弛緩期Ｐ_D（ｐｒｅｄ）が８０ｍｍＨｇ（ＤＣオフセット）で、
パルスＰ_P（ｐｒｅｄ）が４０ｍｍＨｇの差を表している場合、新しい収縮期Ｐ_S （ｐｒｅｄ）は１２０ｍｍＨｇとなる。ついで新しい収縮期圧が表示される。

【００６０】表示の目的で、Ｐ_S（ｐｒｅｄ）とＰ_D（ｐｒｅｄ）に関して判定された値は数
字で表示できる。同様に、ディスプレイ１０２のための出力波形も、ゲインスケ
ーリング係数とオフセットスケーリング係数を使用して、出力される波形が上記
のプロセスで予想された振幅Ｐ_P（ｐｒｅｄ）と、ＤＣオフセットＰ_D（ｐｒｅｄ
）と同じ振幅とＤＣオフセットを有するように、出力の前に、非侵襲的センサー
の自然な血圧の波形をスケーリングすることによって、表示することができる。
スケーリングされた出力波形信号はまた、表示、解析、またはコンピュータによ
るインプットに使用するために、モニター、コンピュータ、プロセッサ、ディス
プレイなど他の機器にも出力することができる。

【００６１】ステップ７３４で、上記のように以前の較正がもう信頼できないと判定された
時、ステップ７５０が行われる。較正ステップはオシロメータ・カフ２０１を起
動し、上記のように患者の血圧を判定する。プロセッサ１００は較正の測定値を
使用して、ＤＣオフセット、血圧の波形、エクサイターの波形に関連する更新さ
れた圧力と波形の情報を記憶する。更新される変数は、較正パルス圧Ｐ_p（ｃａ
ｌ）、較正のエクサイターセンサーの波形の大きさＶ_c（ｃａｌ）弛緩期圧Ｐ_D0
、弛緩期のエクサイターの波形の位相Φｗ_D0、エクサイターの波形の位相から圧
力ｄ（Φｗ_D）／ｄＰへの変化のレートと、較正エクサイターの波形の圧力Ｐ_W（
ｃａｌ）を含む。

【数５】

【００６２】Ｂ．エクサイターの波形の速度を処理してオフセットスケーリングとゲインスケ
ーリングを決定する図９のａとｂは、前の実施形態に対する変更を表す。図９のフローチャートに
表された最初の処理ステップ７０２、７０４、７０６、７０８、７３０、７３１
は、図６に描かれた前の実施形態で説明された処理ステップとほぼ同じである。
ステップ７３０では、エクサイターの波形の速度Ｖｅｌ（ｔ）とエクサイターの
波形の実際の位相遅延Φ（ｔ）は次の式で関連づけられる。

【数６】上式で、周波数ｆと、エクサイターと非侵襲的センサーとの間の距離ｄは知られ
ている。定数Φ₀は解析的または経験的に前もって決定されており、装置の幾何
的配列の詳細に依存する。

【００６３】 Φ（ｔ）の測定は一般に２πを法として行われるので、測定される位相Φ_m（
ｔ）は次の式によって実際の位相遅延に関連づけられる。

【数７】上式で、ｎはサイクル番号としても知られる整数であり、一般的には０から１０
の範囲である。伝播速度を正しく推測するためにはｎを正しく選択することが必
要であるが、Φ（ｔ）を決定する時と圧力と速度の関係を判定する時に、同じ値
のｎが使用されている限り、圧力と速度の関係を使用して圧力を正しく予想する
ために、ｎを正しく選択する必要はない。このような場合、速度はエクサイター
の波形の伝播速度の実際の測定値ではなく、疑似速度と見なすべきである。

【００６４】したがってステップ７３０では、Φ（ｔ）式の使用によって、速度または疑似
速度Ｖｅｌ（ｔ）を時間の関数として決定することが可能になる。ステップ８０
１では、心周期の収縮期ポイントと弛緩期ポイントにおける速度の値がＶｅｌ_S
とＶｅｌ_Dとして決定される。これらは、最小の位相遅延ポイントおよび最大の
位相遅延ポイントに対応するか、または、非侵襲的センサーによって検出された
、血圧の波に自然に発生する最大振幅ポイントと最小振幅ポイントに対応する。
ついでプロセッサ内に記憶された圧力と速度の関係を使用して、時間的な弛緩期
ポイントと収縮期ポイントにおける速度の値を圧力の値に変形する。ステップ８
０３では、弛緩期圧は次の式を使用して決定される。

【数８】

【００６５】ステップ８０４は、次の関係に従って、予想される収縮期圧を決定するために
実行される。

【数９】

【００６６】この説明では、Ｐ_Sの値とＰ_Dの値を使用して圧力波形を決定する。同様に、平
均圧およびパルス圧の値など、別の値の対も使用でき、予想される圧力の式の適
切な交換は、この説明から予想される。

【００６７】ステップ８０５では、計算された圧力が数字として表示され、一般的な表示は
、デジタル形式での、圧力の波形の平均値、収縮期の値、弛緩期の値と、観察さ
れたパルスレートの表示を含む。Ｐ_D（ｐｒｅｄ）の値とＰ_S（ｐｒｅｄ）の値を
使用して、適切なゲインスケーリングパラメータとＤＣオフセットスケーリング
パラメータを決定し、この値で、非侵襲的センサーによって検出された、自然に
発生した血圧の波形をスケーリングしてから、図１の１０２として示されたよう
な時間変化波形としてステップ８０６で出力する。

【００６８】図６に示された実施形態のように、ステップ７５０は、ステップ７３４で以前
の較正がもう信頼できないと判定された時に開始される較正ステップを含む。ス
テップ７５０を実行している間、圧力と速度の関係が判定され、表の形式または
解析的な関係の形式でプロセッサ内に記憶される。このプロセスの間、ステップ
７５２に示されるようにプロセスの出力部分を停止して、ブランクの画面、破線
の表示、点滅する表示、方形波、または、可聴トーンなどの区別可能な較正信号
を表示すると望ましい場合がある。このステップは図９のステップ８０８として
表される。

【００６９】Ｃ．エクサイターの波形の速度を処理して、出力される血圧の波形を判定する前の２つの実施形態では、ゲイン値Ｐ_P（ｐｒｅｄ）とオフセット値Ｐ_D（ｐｒ
ｅｄ）が決定され、非侵襲的センサーの自然な血圧の波形をスケーリングするた
めに使用され、患者の血圧を表す時間変化出力波形を提供した。この実施形態で
は、非侵襲的センサーによって監視された自然な血圧の波形は、出力される血圧
波形の判定には使用されない。以前の実施形態と同じように、エクサイターの波
形の速度と、患者の血圧の間の関係を使用して血圧を判定する。このような圧力
の判定を心周期の弛緩期ポイントと収縮期ポイントだけで行うのではなく、エク
サイターの波形の速度は心周期の間何回も測定され（一般的には１秒あたり５０
回から２００回）、結果として判定された圧力を使用して出力される時間変化血
圧の波形を構成する。このプロセスは図１０を参照して次に説明する。

【００７０】この実施形態では、自然な血圧の波形はスケーリングされず、非侵襲的センサ
ーは、自然に発生する生理パラメータの波形に大きな感度を有する必要はない。
したがって、図６のステップ７０４のように、データをパルスのセグメントに分
離する必要はない。この機能はコンピュータのタスクを大幅に簡単にする。この
技法の追加の利点は、解析プロセスに使用されるすべての情報がエクサイターの
波形の中に符号化され、エクサイターの波形は、一般的には自然な血圧の波形の
周波数、および患者の動きまたは呼吸によってもたらされた任意のアーチファク
ト信号の周波数と比較すると高い周波数であることである。これらの低い周波数
信号はすべて電子的なフィルタリングによって除去できるので、この技法は、他
の方法では測定値にエラーを導入する可能性のある、動きによって生じたアーチ
ファクトや同様な干渉の源からの影響をあまり受けない。

【００７１】このステップを例外として、最初の処理ステップ７０２、７０６、７３１、お
よび７３０は、以前に説明した実施形態の処理ステップとほぼ同じである。ステ
ップ７３１で判定されたエクサイターの波形の振幅と位相は時間の連続関数であ
る。前に説明したように、エクサイターの波形の位相はエクサイターの波形の速
度に変換され、エクサイターの波形の速度も時間の連続関数である。

【００７２】最初の較正の間または最初の較正の後に判定され、周期的に判定しなおされる
圧力と速度の間の関係を使用して、時間依存速度関数Ｖｅｌ（ｔ）は容易に時間
依存圧力関数Ｐ（ｔ）に変形される。この変形はステップ８０２によって表され
る。一般的な場合では、圧力と速度の関係は次のようになる。

【数１０】上式で、定数ａと定数ｂはステップ７５０の間に決定されている。この場合、速
度式（１０）を使用してステップ８０２の変形を実行できる。

【００７３】８０２に使用された変形が正しいものであったことを確認する、次に説明する
種々のチェックステップに続いて、心周期ごとのＰ（ｔ）に最大ポイントと最小
ポイントが判定され、ステップ８０５でＰ_D（ｐｒｅｄ）とＰ_S（ｐｒｅｄ）とし
て表示される。ついでステップ８０６では、完全に時間に依存した波形が波形１
０２として表示される。

【００７４】Ｄ．圧力と速度の関係の判定これまで説明した各々の実施形態では、重要なステップは測定された位相を推
測されたエクサイターの波形の速度に変換することと、その値を圧力に変換する
ことを含んでいる。図６のフローチャートの場合、このプロセスはＤＣオフセッ
ト圧Ｐ_D0の計算と一体である。図９に説明された実施形態の場合、このプロセス
はＰ_SとＰ_Dの決定と一体である。図１０に説明された実施形態の場合、このプロ
セスは出力値が「継続的な」圧力の波形の表示の一部として表示される時間の各
ポイントにおける圧力の判定と一体である。

【００７５】圧力と速度の間の関係は、エクサイターの波形が伝わる動脈の弾力性を含む多
くの要因に依存する。この関係は患者ごとに大きく変わるので、患者ごとのベー
スで判定しなければならないが、患者のプールから導出される関係を開始として
使用することができる。この判定は、図６、図９、図１０で説明された実施形態
の各々ではステップ７５０で行われ、関係は表の形態、または解析的な関係のい
ずれかとしてプロセッサ内に記憶される。図６、図９、図１０のステップ７３４
では、種々のパラメータを確認して、装置の較正がまだ許容できるるかどうかを
判定する。このプロセスの一部として、既存の圧力と速度の関係がまだ有効であ
るかどうかが判定される。有効でない場合、再較正を開始することができる。こ
のような判定は、以前に説明した技法を使用するか、または次に説明するマルチ
パータベーションを使用して実行することができる。マルチパータベーションの
判定の１つの態様が、内部整合解析という見出しの下に提供される。

【００７６】Ｅ．マルチパータベーションこれまで説明した異なる実施形態の各々に関して、マルチパータベーション波
形を使用した別の実施形態を説明する。以前の実施形態のすべての機能および利
点は、これらの実施形態にもあてはまる。

【００７７】以前に説明された実施形態の各々の場合、装置がさらに第２のエクサイターの
波形を動脈血液に誘導する実施形態が説明される。第２のエクサイターの波形の
例は、第１のエクサイターの波形とは異なる周波数を有する波形である。第２の
実施形態に関する説明は第２のエクサイター波を中心としているが、２または２
以上のエクサイターの波を使用してパータベーション速度の測定値を判定できる
ことに注意されたい。

【００７８】動作においては、プロセッサ１００は２つのエクサイターの波形を生成し、こ
の波形を空気チューブ１０７を介してエクサイター２０２に伝える。エクサイタ
ー２０２は、両方のエクサイターの波形を患者に誘導することによって応答する
。非侵襲的センサー２１０は血液パラメータに応答する信号を生成し、この信号
をワイヤ１０９を介してプロセッサ１００に送信する。以前に説明したように、
エクサイターはまた、身体に物理的に取り付けられたラウドスピーカなどの要素
であってもよく、この場合、エクサイターの波形は電気接続またはワイヤを使用
してプロセッサからエクサイターに送信される。

【００７９】プロセッサは非侵襲的センサーの信号を自然な波形の成分、第１のエクサイタ
ーの波形、第２のエクサイターの波形、およびノイズの各成分にフィルタリング
する。プロセッサは第１のエクサイターの波形の第１の基準入力に対する位相関
係と、第２のエクサイターの波形の第２の基準入力に対する位相関係を判定する
。

【００８０】プロセッサがエクサイターの波形の位相を判定すると、プロセッサは複数のポ
イントを生成し、この勾配はエクサイターの波形の速度に関連する。これは図８
ｃに示され、ここでは線の勾配は２πｄ／Ｖｅｌであり、ｄは距離でＶｅｌは速
度である。距離は固定され、勾配は血圧に関係し、勾配は血圧の変化に基づいて
変わるので、エクサイターの波形の速度が判定される。

【００８１】上記の技法によって、グループ速度の測定値が生み出される。対照的に、前の
実施形態で説明された技法では、位相速度の測定値か、位相式（７）の値ｎが一
意的に判定できなかった場合は疑似位相速度の測定値が結果として生じる。分散
的な装置では、これらの値は常に一致する必要はない。しかし、位相、グループ
、疑似速度は圧力の単調変化関数である。したがって、適切な圧力と速度の関係
を使用する限り、これらの３つの測定値のうちどの１つの測定値も圧力の予想の
基礎となる。これらのパラメータは、次に同じ見出しの下で説明される内部整合
解析トリガのために使用できる。

【００８２】マルチ周波数パータベーションを使用する追加の利点は、これによって、上記
の位相測定式の値ｎが一意的に判定できることである。これによって図６、図９
、図１０に描かれた実施形態の、マルチパータベーションに似た疑似速度ではな
く、実際の位相速度を使用することができる。

【００８３】一度速度が判定されると、図８ａに従って血圧の予想が行われ、速度と圧力の
関係が示される。したがって、わずかな較正または較正なしで血圧を判定するこ
とが可能である。

【００８４】別の実施形態は、血管２２０の上の同じ位置にあるエクサイター２０２と非侵
襲的センサー２１０の断面図を示す図１１に描かれている。エクサイターとセン
サーを近接した位置に置くことによって、パータベーションに対する血管の反応
の測定が可能になる。この実施形態では、非侵襲的センサーは血流または血量な
どの血液パラメータに応答する。これらのパラメータは、光プレチスモグラフな
どのセンサーで測定することができる。自然なパルス圧による血管内の検出され
た変化は、外部のエクサイター圧力の振動を使用して較正され、プロセッサによ
ってセンサーの信号と比較される。

【００８５】Ｆ．内部整合解析内部整合解析（ＩＣＡ）は、状態が装置の他のパラメータの挙動に関連するた
め、多数の周波数で測定された情報を使用して装置の状態を監視することに関連
する。装置の状態が変化したことまたは変化していないことを監視して、他のパ
ラメータの期待される挙動の現在の有効性を評価することができる。装置は生理
的な装置であってもよいし別の装置であってもよい。多数の周波数の情報は離散
的な形態であってもよいし、連続的な周波数内容であってもよい。情報は所与の
パラメータの周波数に対する依存性だけに使用することもできるし、または、一
定範囲の周波数からのデータによってスパンされたパラメータ空間の範囲を利用
しながら２つの非周波数パラメータの互いに対する依存性など複雑に使用するこ
ともできる。

【００８６】ここに説明された実施形態では、ＩＣＡは患者の生理パラメータを判定するモ
ニター内で使用される。このようなモニターでは、ＩＣＡは、監視システムの再
較正か、患者の状態の変化を補償するための測定値の修正が望ましい程度に患者
の状態が変わった時を判定するために使用される。このような目的のためのＩＣ
Ａの使用を、患者の血圧を監視する場合に関して次に説明する。しかし、ＩＣＡ
の原理は、本発明に説明された技法によって他の生理パラメータの監視にも同じ
ように機能することができる。

【００８７】血圧監視期間の時間スケールにわたる動脈の生理的な状態は、主として、動脈
壁の平滑筋構成要素の動きのレベルによって判定される。平滑筋の動きのレベル
は動脈壁の弾力性と粘性の両方に影響を与える。壁の弾力性は速度と圧力の間の
関係（ＶＰ関係。式１０を参照のこと）の主な判定要因である（粘性も同じよう
に関与する）。これは疑似速度または位相と、血圧の間の関係にも同じように真
である。壁の粘性は、伝播速度の周波数依存性、伝播減衰など、いくつかの観察
可能な量や関係に大きな影響を与える。これらの観察可能な量や関係を使用して
、動脈の生理的な状態を監視し、以前のＶＰ関係の較正の有効性を監視すること
ができる。これらの観察可能な量や関係はまた、ＶＰ関係を継続的にトラッキン
グし、その変化を計算し、現在のＶＰ関係を推測するために使用することもでき
る。

【００８８】いくつかの観察可能な量または関係は、私たちが実行しなければならなかった
一連の臨床的な調査の中で研究されている。いくつかは、ＶＰ関係によく相関し
ていることが発見された。分散（Ｄ）と減衰（Ａ）と呼ばれる２つの観察可能な
量が特に重要であると分かったが、いくつかの別の量もＩＣＡに使用するための
可能な候補であった。

【００８９】実施時に、Ｄ量は次のように計算された。最初に、３００Ｈｚ、４００Ｈｚ、
５００Ｈｚ、６００Ｈｚ、７００Ｈｚの周波数に関して、伝播速度を、血圧が拍
動する時の時間の連続関数として計算する。１つのパルスにわたってこれらの速
度の中間値を取り、平均動脈圧（ＭＡＰ）における速度を生成する。これらの５
つの周波数すべてから有効なデータを使用して、ＭＡＰにおける速度と、周波数
の線型回帰をとる。この線の勾配が分散（Ｄ）である。計算された量は別のパラ
メータと周波数の間の関係であるので、これは多数周波数情報の使用例である。

【００９０】実施時に、減衰（Ａ）量は次のように計算された。最初に、３００Ｈｚ、４０
０Ｈｚ、５００Ｈｚ、６００Ｈｚ、７００Ｈｚの周波数に関して、伝播位相遅延
を、血圧が拍動する時の時間の連続関数として計算する。また、３００Ｈｚ、４
００Ｈｚ、５００Ｈｚ、６００Ｈｚ、７００Ｈｚの周波数に関して、エクサイタ
ーの波形の伝播された振幅（注入された初期振幅に対して）を計算する。各周波
数に関して量ｌｎ（Ｇｖ²／ｓｉｎ（ｋＬ／２））を計算するが、この式でＧは
相対的な伝播した振幅、ｖは伝播速度、Ｌはエクサイターの長さ、ｋは伝播波ベ
クトルである。これらの５つの周波数すべてから有効なデータを使用して、ｌｎ
（Ｇｖ²／ｓｉｎ（ｋＬ／２））と、伝播位相の線型回帰をとる。−４ラジアン
の位相におけるこの線の切片が減衰（Ａ）である。計算された量は２つのパラメ
ータの間の関係であり、このパラメータのどちらも周波数を直接表すものではな
いが、関係は一定範囲の周波数からのデータによってスパンされたパラメータ空
間の範囲にわたって計算されるため、これは、多数周波数情報のより複雑な使用
例である。

【００９１】ほかにも有用であるいくつかの観察可能な量または関係、分散量（Ｄ）と減衰
量（Ａ）に対する小さな修正がある。たとえば、説明された分散（Ｄ）はＭＡＰ
において計算されるが、異なる一定血圧においても計算できる。説明された減衰
（Ａ）はｌｎ（Ｇｖ²／ｓｉｎ（ｋＬ／２））と伝播位相の回帰の切片を使用し
たが、この線の勾配も別の有用な量である。

【００９２】図１２は、上記の観察可能な量または関係を使用して較正トリガ技法を実装す
る実施形態のフローチャートの例である。上記の分散（Ｄ）と減衰（Ａ）などの
、装置の状態を示し較正の間に測定できる観察可能な量または関係は、「トリガ
パラメータ」（ＴＰ）という用語で示される。装置の状態に依存する装置の挙動
を記述し、較正の間には一般には監視せず、計算された出力（監視された血圧な
ど）を生成するために信号処理に使用するパラメータ（たとえば上記の速度と圧
力の間の関係）は、「状態パラメータ」ＳＰという用語で示される。

【００９３】一般に、「トリガパラメータ」と「状態パラメータ」という各々の用語は、１
次元または複数次元のパラメータを示す場合があることに注意されたい。たとえ
ば上記の、トリガパラメータ（ＴＰ）である分散パラメータ（Ｄ）は、１つの数
字によるスカラ値なので一次元である。ＤとＡの組合せは二次元のトリガパラメ
ータと考えられる。一時状態パラメータとしての上記のＶＰ関係は、関係が線と
してモデリングされている場合は二次元であるが、一般的には、より高い次元を
取る場合も、より低い次元を取る場合もある。次の議論では、トリガパラメータ
ＴＰという用語は、単一次元ＴＰと多次元ＴＰの両方の可能性を含むと理解され
たい。同様に、状態パラメータＳＰという用語も、単一次元ＳＰと多次元ＳＰの
両方の可能性を含むと理解されたい。必要であれば、同じ概念を、より洗練され
たベクトル、マトリックス、またはテンソルの数学を使用してさらに複雑な量に
適用することもできる。

【００９４】ＴＰを使用してＳＰにおける変化を推測するために、我々は、たとえば、ＴＰ
における変化を測定した場合にＳＰはどのように変化しているのかなど、ＴＰと
ＳＰの間の関係を知る必要がある。この関係は、ＳＰ２＝Ｆ（ＳＰ１、ＴＰ１、
ＴＰ２）の関数Ｆで示される。すなわち、時間２のＳＰは時間１のＳＰ、時間１
のＴＰ、および時間２のＴＰの関数であるという意味である。関数Ｆは一般に非
常に複雑であるが、たとえば（ＳＰ２−ＳＰ１）＝Ｘ・（ＴＰ２−ＴＰ１）など
、ＴＰにおける変化からＳＰにおける変化の線型スケーリングのように単純であ
る場合もあり、上式でＸは定数である。

【００９５】図１２のステップ９０４と９１８に示された関数Ｆの詳述は、いくつかの方法
で行うことができる。最初のＦを作成するもっとも簡単な方法は（ステップ９０
４におけるように）、一定範囲の時間と状態にわたるＴＰとＳＰの両方に関する
情報を含む、以前に収集された患者データのプールを使用して、関数の近似を作
成することである。この初期の近似がテストで許容可能な結果を生むことが分か
った場合は、ステップ９１８は必要ない。テストによって、Ｆの最初の近似が不
適切であると分かった場合、Ｆは較正プロセスで得られた情報を使用して患者ご
とに更新することができる（ステップ９１８のように）。他の理由で行われた較
正に依存してこの更新プロセスを行っても十分であるし、または、デバイスがこ
の目的のために特に計画された一連の較正を受けるようにしてもよい。

【００９６】較正の時に、図１２のステップ９０６に示されたように、初期のＳＰ１と続く
ＳＰ１が、非侵襲的センサーの信号からの情報と較正デバイスからの情報の組合
せから判定され、ＴＰ１は、非侵襲的センサーの信号から判定される。

【００９７】図１２のステップ９０８に示されるように、較正の後、デバイスは時間２にお
いて継続的に非侵襲的センサーの信号を得る。図１２の表記では、時間１は最後
の較正の時間であり、時間２はこれに続く継続的な監視動作の時間である。

【００９８】ステップ９１６に示されたように、継続的な非侵襲的センサーの信号と、以前
の較正で得られたＳＰ１が与えられるとデバイスは出力される血圧を生成するこ
とができる。

【００９９】ステップ９１０に示されるように、継続的な非侵襲的センサーの信号を与えら
れると、デバイスはＴＰ２を計算することができる。

【０１００】ステップ９１２に示されるように、与えられたＴＰ２、ＳＰ１、ＴＰ１を関数
Ｆと組み合わせると、デバイスは現在のＳＰ２を推定することができる。

【０１０１】この時点で、再較正技法にオプションのバリエーションがある。ステップ９１
２で生成されたＳＰ２の推定値がテストで十分に正確であると判定された場合、
ステップ９２０に示されるように継続的な非侵襲的センサーの信号とＳＰ２を使
用して出力される血圧を生成することができる。この変形ステップ９２０は、ス
テップ９１６と置き換えられ、ステップ９１６は実行されない。

【０１０２】ステップ９１４ではＳＰ２の現在の推定値が、最後の較正で計算されたＳＰ１
と比較される。ＳＰにおける変化が既定の再較正閾値を超えている場合、ステッ
プ９０６でデバイスは新しい較正を実行するように命令される。ＳＰの変化が既
定の再較正閾値を超えていない場合、デバイスはステップ９０８に戻り、非侵襲
的センサーの信号の取得と血圧出力の生成を継続する。再較正閾値の詳述は、許
容できないほど不正確な結果が生成される前の、ＳＰにおける許容できる変化の
量に基づく。点線で示されているステップ９１８はオプションである。点線で示
されているステップ９２０はステップ９１６のオプションの置き換えである。

【０１０３】再較正トリガ技法を実装する多くの可能な方法があり、図１２に示された簡単
な例は、１つの可能な方法に過ぎないことに注意されたい。この技法に対する幾
つかの可能な変更は、（ａ）ＴＰの変化から計算されるＳＰの変化に基づくので
はなく、ＴＰの変化に基づいて再較正する時を判定すること、（ｂ）、最後の較
正からの変化ではなく、ＴＰまたはＳＰが所定の既定の値に達するか既定の値を
超えたことに基づいて再較正すること、（ｃ）これらの変形例または別の変形例
の組合せを含む。

【０１０４】上記の具体的な詳細な実施形態は、ＩＣＡを使用したいくつかの可能なトリガ
技法のうち１つである。変数Ｄおよび／または変数Ａの代わりに使用するか、ま
たは変数Ｄと変数Ａと共に使用できる他の変数は、（ａ）上記のｌｎ（Ｇｖ²／
ｓｉｎ（ｋＬ／２））で使用された例とは異なる関数の形態で表現された、振幅
（Ｇ）と信号エクサイターの波形の位相の間の関係の勾配または切片、または、
異なる周波数の組合せを使用して導出されたこのような勾配または切片の種々の
比較可能な測定値、（ｂ）信号エクサイターの波形の位相速度またはグループ速
度の間の差（または、オメガ対ｋのグラフ上のデータにもっともよく一致する線
の切片で、上式でオメガは周波数×２πと等しい）、（ｃ）５Ｈｚより大きい周
波数の成分内のパワーと、０．２Ｈｚより大きい成分の合計パワーの比など、生
理パラメータの波形またはエクサイターの信号速度の波形のいずれかの、種々の
パルス形状の特性（または、これらの２つの波形の間の差、または、異なるエク
サイター周波数の波形または異なるエクサイターまたは検出器からの波形の間の
差）、（ｄ）心拍数、パルス圧、圧力、他の生理パラメータおよびその比、（ｅ
）複数の検出器および／またはエクサイターから導出された測定基準を使用しそ
の内部整合を確認した、上記の技法の種々の変更を含むが、これらに限定される
ものではない。

【０１０５】ＩＣＡの全体としての考え方は、多数のパラメータを使用していくつかのソー
スから異なる方法で導出された情報の内部整合を確認することである。ＩＣＡの
別の実施形態は、セクションＥで説明されるように、多数のエクサイターの波形
の使用を含む。これらのパータベーションの周波数の各々を使用して、本発明で
説明された技法を使用して生理パラメータの独立した判定を導出することができ
る。これらの独立した判定が適切に一致する限り、この装置は生理パラメータを
継続して監視することができる。独立した判定が所定の閾値を超えて異なる場合
、再較正をトリガすることができる。

【０１０６】ＩＣＡの別の実施形態では、身体の２つの位置間の心臓パルスの伝播速度は、
参照により本明細書に組み込まれている米国特許第５，７８５，６５９号に説明
されたような技法を使用して測定される。この速度はまた血圧とも関連し、適切
に較正されれば、独立して血圧を予想するものとして使用できる。この速度の種
々の変化またはこれを使用して予想された圧力の差、および本発明の技法を使用
して予想された圧力を使用して、再較正をトリガすることができる。

【０１０７】Ｇ．開示された実施形態の変形例追加の実施形態は、２台または２台以上の検出器が単一のエクサイターから異
なる距離で、動脈に沿った位置に置かれた実施形態と、２台または２台以上のエ
クサイターが１台または複数の検出器から異なる距離で、動脈に沿った位置に置
かれた実施形態を含む。これらの実施形態の各々では、各エクサイターと検出器
の対から得られる情報は独立して解析することができる。その結果生じる圧力の
多数の重複する測定値を組み合わせて、より正確で、ノイズ、動きによる傷や他
の可能性のあるエラーソースの影響を受けない単一の圧力の判定を提供すること
ができる。同様な重複は各周波数の結果を独立して解析し、この結果を組み合わ
せて強化された強固性を提供することによって、多数のエクサイターの波形を使
用する実施形態で達成できる。

【０１０８】さらに、２台より多い要素の任意の組合せ（たとえば２台のエクサイターと１
台の検出器、２台の検出器と１台のエクサイター、１台のエクサイターと３台の
検出器）を使用すると、要素のうち２つの間の間隔が十分に小さくて、伝播する
パータベーションの波長よりも小さい限りにおいて、位相式（７）のｎの値を一
意的に判定することができる。所与の圧力におけるパータベーションの波長の可
能な範囲は患者のプールから判定できるので、適切な間隔の選択は簡単であり、
デバイスの幾何学的な設計に組み込むことができる。

【０１０９】Ｈ．結論生理パラメータと血液パラメータの間の緊密な関係は、本発明で使用する貴重
な情報を提供する。身体組織のパータベーションとそのパータベーションの感知
もまた、本発明で使用する貴重な情報を提供する。好ましい実施形態は血圧を中
心とするものであるが、本発明は血管壁のコンプライアンス、心室の収縮の強度
の変化、血管の抵抗性の変化、液量の変化、心拍出量の変化、心筋の収縮性、お
よび他の関連するパラメータなどの他の生理パラメータを解析しトラッキングす
るために使用することもできる。

【０１１０】本発明の較正信号はカテーテル、手動による判定、またはほかの同様な方法を
含む種々のソースから得ることができる。

【０１１１】生理パラメータの波形に関するＤＣオフセットは種々の方法で得られ、本発明
で使用することができる。

【０１１２】好ましい実施形態のエクサイターは空気を使用するが、任意の適切な液体また
は固体を使用できる。さらに、音響エクサイター、電磁気エクサイター、および
エレクトロメカニカルエクサイター（たとえば圧電デバイス）など種々のエクサ
イターの技法を使用してエクサイターの波形を患者に誘導することができる。

【０１１３】種々の非侵襲的センサーが血液パラメータを感知するために開発されている。
これらのセンサーのタイプには、圧電式、ピエゾ抵抗、マイクロフォン、インピ
ーダンスプレチスモグラフ、光プレチスモグラフ、種々のタイプのひずみゲージ
、空気カフ、血圧計、導電性、抵抗性、および他のデバイスを含む。本発明は、
目的の血液パラメータに関係する波形を提供する任意のセンサーを使用すること
ができる。

【０１１４】例示的な実施形態と最良の態様を開示したが、首記の請求項に定義される本発
明の主題および精神から離れることなく、開示された実施形態に修正および変更
を行なうことが可能である。

【図面の簡単な説明】

【図１】患者に取り付けられた本発明を示す。

【図２】患者に取り付けられたエクサイターを示す。

【図３】患者に取り付けられた非侵襲的センサーを示す。

【図４ａ】血圧の波形を示す。

【図４ｂ】血圧の波形とその上に重ねられたエクサイターの波形を示す。

【図５】本発明の概念図である。

【図６ａ】本発明の一実施形態による処理のフローチャートである。

【図６ｂ】本発明の一実施形態による処理のフローチャートである。

【図７ａ】本発明のフィルタの手順を示すグラフである。

【図７ｂ】本発明のフィルタの手順を示すグラフである。

【図７ｃ】本発明のフィルタの手順を示すグラフである。

【図８ａ】エクサイターの波形と血圧の間の関係を示すグラフである。

【図８ｂ】エクサイターの波形と血圧の間の関係を示すグラフである。

【図８ｃ】エクサイターの波形と血圧の間の関係を示すグラフである。

【図９ａ】本発明の別の実施形態による処理のフローチャートである。

【図９ｂ】本発明の別の実施形態による処理のフローチャートである。

【図１０ａ】本発明の別の実施形態による処理のフローチャートである。

【図１０ｂ】本発明の別の実施形態による処理のフローチャートである。

【図１１】患者に取り付けられたエクサイターと非侵襲的センサーを示す。

【図１２】本発明の一実施形態による、内部整合解析の動作を示すフローチャートである
。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続きＦターム(参考） 4C017 AA08 AB01 AC20 AC30 BC07 BC11 【要約の続き】ライアンス、心室の収縮の強度、血管の抵抗性、液量、心拍出量、心筋の収縮性、および他の関連するパラメータなど別の生理的パラメータを解析しトラッキングするために使用することができる。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】患者の生理パラメータを判定するモニターであって、患者の生理パラメータの１つの較正信号を提供するように構成された較正デバ
イスと、前記患者の血管上に位置するように適用され、該患者に伝送エクサイター波形
を誘導するように構成されたエクサイターと、前記血管上に位置するように適用され、血液パラメータを検知し、受信エクサ
イター波形のコンポーネントを含む該血液パラメータの非侵襲的センサー信号を
生成するように構成された非侵襲的センサーと、前記受信エクサイター波形の特性と前記生理パラメータの特性との間の関係を
判定するように構成されたプロセッサと、を有し、前記プロセッサは、前記受信エクサイター波形の少なくとも１つの他のコンポ
ーネントから、前記受信エクサイター波形の信号エクサイター波形コンポーネン
トを分離するように構成されたフィルタを有し、前記プロセッサは、前記較正信号と前記非侵襲的センサー信号とを受信するよ
うに接続され、少なくとも前記較正信号、前記信号エクサイター波形コンポーネ
ント、前記関係の一部に基づき、前記生理パラメータを判定するように構成され
ている、モニター。
【請求項２】前記非侵襲的センサーは、前記血液パラメータを検知し、受
信エクサイター波形のコンポーネントを含む前記血液パラメータの非侵襲的セン
サー信号を生成するように構成されているマイクロフォンである、請求項１に記
載のモニター。
【請求項３】患者の生理パラメータを判定するモニターであって、前記患者の生理パラメータの１つの較正信号を提供するように構成されている
較正デバイスと、前記患者の血管上に位置するように適用され、該患者に振動伝送エクサイター
波形を誘導するように構成されているエクサイターと、前記血管上に位置するように適用され、血液パラメータを検知し、受信エクサ
イター波形のコンポーネントを含む該血液パラメータの非侵襲的センサー信号を
生成するように構成されている、非侵襲的センサーと、前記受信エクサイター波形の特性と、前記生理パラメータの特性との間の関係
を判定するように構成されているプロセッサと、を有し、前記プロセッサは、血圧により変動する位相を有する前記非侵襲的センサー信
号のコンポーネントを、血圧により変動しない位相を有する前記非侵襲的センサ
ー信号の少なくとも１つの他のコンポーネントから分離するように構成されてお
り、前記プロセッサは、前記較正信号および前記非侵襲的センサー信号を受信する
ように接続され、少なくとも前記較正信号、血圧により変動する位相を有する前
記コンポーネント、前記関係の一部に基づき前記生理パラメータを判定するよう
に構成されている、モニター。
【請求項４】前記非侵襲的センサーは、前記血液パラメータを検知し、
受信エクサイター波形のコンポーネントを含む該血液パラメータの非侵襲的セン
サー信号を生成するように構成されているマイクロフォンである、請求項３に記
載のモニター。
【請求項５】患者の生理パラメータを判定するモニターであって、前記患者の生理パラメータの１つの較正信号を提供するように較正されている
較正デバイスと、前記患者の血管上に位置するように適用され、該患者に複数の異なる周波数の
伝送エクサイター波形を誘導するように構成されている、少なくとも１つのエク
サイターと、前記血管上に位置するように適用され、血液パラメータを検知し、複数の異な
る周波数の受信エクサイター波形のコンポーネントを含む該血液パラメータの非
侵襲的センサー信号を生成するように構成されている、非侵襲的センサーと、前記受信エクサイター波形の１つの特性と、前記生理パラメータの特性との間
の関係を判定するように構成されているプロセッサと、を有し、前記プロセッサは、前記較正信号および前記非侵襲的センサー信号を受信する
ように接続され、前記較正信号、前記非侵襲的センサー信号、前記関係の少なく
とも一部に基づき、前記生理パラメータを判定するように構成されている、モニター。
【請求項６】前記プロセッサは、前記較正信号の有効性を判定し、該較正
信号が有効でない場合には、較正を開始する、請求項１、３、５の何れか一項に
記載のモニター。
【請求項７】前記プロセッサは、前記較正が有効でない場合を判定するた
めに、内部整合解析(Internal Consistency Analysis : ICA)法を用いる、請求
項６に記載のモニター。
【請求項８】前記プロセッサは、前記生理パラメータの前記判定が信頼で
きるか否か判定するために、内部整合解析法を用いる、請求項１、３、５、６、
７の何れか一項に記載のモニター。
【請求項９】前記プロセッサは、前記生理パラメータの判定が信頼できな
いと、内部整合解析法が判定する場合には、較正を開始するように構成されてい
る、請求項８に記載のモニター。
【請求項１０】前記プロセッサは、前記生理パラメータの判定が信頼でき
ないと、内部整合解析法が判定する場合には、前記生理パラメータの前記判定を
変更するように構成されている、請求項８に記載のモニター。
【請求項１１】前記内部整合解析法は、複数のパラメータを判定し、前記
較正信号が有効でない場合を判定するために、該パラメータと所定の閾値とをあ
る期間にわたって比較する、請求項７に記載のモニター。
【請求項１２】前記内部整合解析法は、複数のパラメータを判定し、前記
生理パラメータの前記判定が信頼できない場合を判定するために、該パラメータ
と所定の閾値とをある期間にわたって比較する、請求項８、９、１０の何れか一
項に記載のモニター。
【請求項１３】患者の生理パラメータを判定する方法であって、前記患者の生理パラメータの１つの較正信号を提供するステップと、前記患者に伝送エクサイター波形を誘導するステップと、血液パラメータを非侵襲的に検知し、受信エクサイター波形のコンポーネント
を含む該血液パラメータの非侵襲的センサー信号を生成するステップと、前記非侵襲的センサー信号を処理するステップであって、（ａ）前記受信エクサイター波形の特性と、前記生理パラメータの特性との間の関係を判定するステップと、（ｂ）前記受信エクサイター波形の少なくとも１つの他のコンポーネントから、該受信エクサイター波形の信号エクサイター波形コンポーネントを分離するステップと、（ｃ）前記較正信号、前記信号受信エクサイター波形コンポーネント、前記関係の少なくとも一部に基づいて、前記生理パラメータを判定するステップと、を有する該処理するステップと、を有する方法。
【請求項１４】前記非侵襲的に検知するステップは、血液パラメータを検
知するマイクロフォンを使用し、受信エクサイター波形のコンポーネントを含む
該血液パラメータの非侵襲的センサー信号を生成するステップを含む、請求項１
３に記載の方法。
【請求項１５】患者の生理パラメータを判定する方法であって、前記患者の生理パラメータの１つの較正信号を提供し、該較正信号を保存する
ステップと、前記患者に振動伝送エクサイター波形を誘導するステップと、血液パラメータを非侵襲的に検知し、受信エクサイター波形のコンポーネント
を含む該血液パラメータの非侵襲的センサー信号を生成するステップと、前記非侵襲的センサー信号を処理するステップであって、（ａ）前記受信エクサイター波形の特性と、前記生理パラメータの特性との間の関係を判定するステップと、（ｂ）血圧により変動しない位相を有する前記非侵襲的センサー信号の少なくとも１つの他のコンポーネントから、血圧により変動する位相を有する該非侵襲的センサー信号の信号エクサイター波形コンポーネントを分離するステップと、（ｃ）前記較正信号、前記血圧により変動する位相を有するコンポーネント、前記関係の少なくとも一部に基づいて、前記生理パラメータを判定するステップと、を有する該処理するステップと、を有する方法。
【請求項１６】前記非侵襲的に検知するステップは、血液パラメータを検知す
るマイクロフォンを使用し、受信エクサイター波形のコンポーネントを含む該血
液パラメータの非侵襲的センサー信号を生成するステップを含む、請求項１５に
記載の方法。
【請求項１７】患者の生理パラメータを判定する方法であって、前記患者の生理パラメータの１つの較正信号を提供し、該較正信号を保存する
ステップと、前記患者に複数の異なる周波数の伝送エクサイター波形を誘導するステップと
、血液パラメータを非侵襲的に検知し、複数の異なる周波数の受信エクサイター
波形のコンポーネントを含む該血液パラメータの非侵襲的センサー信号を生成す
るステップと、前記非侵襲的センサー信号を処理するステップであって、（ａ）前記受信エクサイター波形の１つの特性と、前記生理パラメータの特性との間の関係を判定するステップと、（ｂ）前記較正信号、前記非侵襲的センサー信号、前記関係の少なくとも一部に基づいて、前記生理パラメータを判定するステップと、を有する該処理するステップと、を有する方法。
【請求項１８】前記非侵襲的センサー信号を処理するステップは、前記較
正信号の有効性を判定し、該較正信号が有効でない場合には、較正信号を提供す
る前記ステップを開始するステップをさらに含む、請求項１３、１５、１７の何
れか一項に記載の方法。
【請求項１９】前記処理するステップは、前記較正信号が有効でない場合
を判定するために、内部整合解析法を用いる、請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】前記処理するステップは、前記生理パラメータの前記判定
が信頼できるか否かを判定するために、内部整合解析法を使用する、請求項１３
、１５、１７、１８、１９の何れか一項に記載の方法。
【請求項２１】前記処理するステップは、前記生理パラメータの前記判定
が信頼できないと、内部整合解析法が判定する場合には、較正を開始するステッ
プを含む、請求項２０に記載の方法。
【請求項２２】前記処理するステップは、前記生理パラメータの前記判定
が信頼できないと、内部整合解析法が判定する場合には、前記生理パラメータの
前記判定を変更するステップを含む、請求項２０に記載のモニター。
【請求項２３】前記内部整合解析法は、複数のパラメータを判定し、前記
較正信号が有効でない場合を判定するために、該パラメータと所定の閾値とをあ
る期間にわたって比較する、請求項１９に記載の方法。
【請求項２４】前記内部整合解析法は、複数のパラメータを判定し、前記
生理パラメータの前記判定が信頼できない場合を判定するために、該パラメータ
と所定の閾値とをある期間にわたって比較する、請求項２０〜２２の何れか一項
に記載の方法。
【請求項２５】患者の血圧のデータを取得する方法であって、前記患者の動脈に反復圧波を非侵襲的に誘導するステップと、動脈による変動の反復波の特性をマイクロフォンにより非侵襲的にモニターす
るステップと、モニターされた波の大きさ特性と血圧との間の関係を判定するステップと、前記患者の血圧を提供するための方法で、前記モニターされた波の特性と前記
関係とを使用するステップと、を有し、前記モニターされた波の特性と前記関係とを使用するステップは、血圧のある
期間に変動しない他のコンポーネントから、血圧のある期間に変動するコンポー
ネントを分離する方法で、動脈による変動後にモニターされた前記圧波の特性を
処理し、前記モニターされた特性の所望のコンポーネントを除去する、方法。