JP2004024862A - 変形した信号を他の較正済み信号を用いて較正するシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

【目的】未較正のセンサを較正する方法を提供する。
【解決手段】物理現象に関係する第１の位置に設けられた未較正のセンサ３００を、同じ物理現象に関係する第２の位置においてその未較正センサから離隔して設けられた較正済みのセンサ１００と、第２の位置における物理現象を未較正センサの出力に関係付ける周波数領域伝達関数とを用いて較正する。
【選択図】図１８

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、未較正の測定装置を較正するシステムおよび方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
センサもしくはより一般的にトランスデューサは、物理現象を検出したり、検出した物理現象に基いて出力信号を発生させるために、多くの分野において使用されている。通常、そのようなセンサもしくはトランスデューサは、物理現象の既知の同時的測定に基いて較正される。実際には、センサもしくはトランスデューサからの出力信号が、他の器具によるその物理現象の測定結果を使用して較正される。一般に、その第２の器具はそれ自体が、所定の承認された方法によって、特定の物理対象、物理現象および／または基準に対して、既に較正されている。
【０００３】
いくつかの種類の測定においては、測定装置のセンサもしくはトランスデューサは、そのセンサもしくはトランスデューサを使用して測定されるべき物理現象に対して直接接続することができない。そのような間接的測定は、測定されるべき物理現象が生ずるシステムに対する、そのセンサもしくはトランスデューサの接続に依存する。その場合、センサもしくはトランスデューサを較正することは、そのセンサもしくはトランスデューサの測定特性と、測定されるべきシステムに対するそのセンサもしくはトランスデューサの接続との両者に依存する。その結果、間接的測定には、しばしば、センサもしくはトランスデューサをシステムに接続した後のそのシステムの追加的な測定に対してそのセンサもしくはトランスデューサを較正することが必要になる。
【０００４】
しかし、間接的測定を行うセンサもしくはトランスデューサを較正しようとする際に、そのセンサもしくはトランスデューサの較正のためにそのセンサもしくはトランスデューサを使用して行うことが求められる較正用の測定と、そのような間接的測定の較正のために必要な第２の測定とを、システム上の同じ位置において行うことは、必ずしも不可能ではないが、しばしば困難である。これは、必ずしも常にではないが、通常、測定されるべきシステムに対するセンサのサイズや被測定システム上で測定を行う際の実際的な制約によるものである。
【０００５】
例えば、センサもしくはトランスデューサのサイズ、第２の測定装置のサイズ、および／または、生体上で血圧測定を行うことの実際的な制限のために、一方において較正されるべきセンサもしくはトランスデューサを使用して生体内の血管の血圧を測定しつつ、他方において第２の測定装置を使用してその血管上の同じ位置において第２の測定を行うことは、一般に不可能である。例えば、間接的測定を較正するための“追加的な測定”として使用される既知の血圧測定は、通常、人の上腕の上腕動脈上にカフを装着することによって取得される。それと対照的に、較正されるべきトノメトリック・センサは、人の手首の撓骨動脈上に装着される。また、血圧測定用のカフは、極めてしばしば、トノメトリック・センサを使用して人の血圧が測定される肢とは反対側の肢上に装着される。もっとも、物理的制約のためにシステムに対して同じ位置で測定することが不可能であることは、生体における血圧を測定することに限定されるわけではないことが理解されるべきである。
【０００６】
また、センサもしくはトランスデューサの較正が正確（精確）であるべきであるとすれば、較正されるべきセンサもしくはトランスデューサは、通常、基準となる測定装置が曝されるレベルと同レベルの物理現象に曝されることが必要であることが理解されるべきである。この物理現象を較正されるべきセンサもしくはトランスデューサと基準測定装置の両者が同じ位置で測定することができず、かつ、その物理現象の値が２つの測定位置において同じでないならば、較正に誤差が生じ得る。２つの測定位置における物理現象のそれぞれの値は、２つの測定位置の間のその物理現象の伝播の時間遅延、および／または、２つの測定位置の間のその物理現象の変化によって、異なった値となり得る。
【０００７】
たとえば、生体の脈管系内における血圧という物理現象は、上記の２つの誤差誘発特性のいずれによっても影響される。すなわち、脈管系内の血圧脈波の伝播速度が有限である結果、脈管系内の第２の、つまり、下流側の位置で測定される血圧は、その脈管系内の第１の、つまり、上流側の測定位置における血圧から時間的に遅延する。それと同時に、血圧脈波が脈管系を伝播するに従って、生体の脈管系の生理学的特性がその血圧脈波に変化を生じさせ、その結果、その血圧脈波は前記第１と第２の測定位置においてそれぞれ異なる形状を取るのである。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、システム内において生ずる現象に間接的に接続されたセンサもしくはトランスデューサを較正するシステムおよび方法を提供する。
【０００９】
本発明はまた、独立に、較正されるべきセンサもしくはトランスデューサによって行われる測定の位置から離隔した位置において第２の測定が行われるシステムに対して間接的に接続されたセンサもしくはトランスデューサを較正するシステムおよび方法を提供する。
【００１０】
本発明はまた、独立に、較正済みの装置による物理現象の測定から変化した物理現象に対して、センサもしくはトランスデューサを較正するシステムおよび方法を提供する。
【００１１】
本発明はまた、独立に、生体内において生ずる物理現象に対して間接的に接続されたセンサもしくはトランスデューサを較正するシステムおよび方法を提供する。
【００１２】
本発明はまた、独立に、生体内において生ずる血圧信号から電気信号を発生させる血圧トランスデューサを較正するシステムおよび方法を提供する。
【００１３】
本発明はまた、独立に、生体内の血圧信号を検出する血圧センサもしくはトランスデューサを、その較正されるべき血圧センサもしくはトランスデューサの位置から離隔した位置において行われるその血圧信号の他の測定に対して、較正するシステムおよび方法を提供する。
【００１４】
本発明はまた、独立に、未較正の装置を使用して検出されるシステムの自然的変化を周波数解析することによって、使用状態にあるその未較正装置の較正パラメータを決定するシステムおよび方法を提供する。
【００１５】
本発明に従うシステムおよび方法の種々の例示的実施態様においては、第１の位置と第２の位置の間の物理現象の変換を定義する第１の伝達関数が定義される。ついで、その伝達関数の特定の周波数における値が決定される。また、独立に、入力した物理現象の、その物理現象の測定に応答して較正されるべきセンサもしくはトランスデューサから発生する出力信号への変換を定義する第２の伝達関数が、定義される。さらに、第１の伝達関数と第２の伝達関数の間の関係が決定される。それら２つの伝達関数の間の関係は、未較正のセンサもしくはトランスデューサを較正するために必要な較正係数の逆数である。特定の時間、特定の周波数等におけるそれら２つの伝達関数のそれぞれの値を取得することによって、その較正係数を取得することができる。
【００１６】
また、独立に、未較正のセンサもしくはトランスデューサの出力は、前記較正係数と、前記入力物理現象と、較正定数とに基づく。較正係数は既知であり、また、入力信号と出力信号のそれぞれの値は決定もしくは誘導可能であるので、較正定数も決定可能である。システムの自然的変化の周波数解析を利用して使用状態にある未較正センサもしくはトランスデューサの較正係数および較正定数を決定することにより、既存の時間領域較正法の使用の結果として生ずる不正確さを低減し、理想的には解消することができる。
【００１７】
本発明の上記のおよび他の特徴および利点は、本発明に従うシステムおよび方法の種々の例示的実施態様についての以下の詳細な記載において明示されるか、または、その詳細な記載から自明となる。
【００１８】
本発明の種々の例示的実施態様を、以下において、図面を参照しつつ詳細に説明する。
【００１９】
【発明の実施の形態】
本発明は、測定されるべき現象が２つの位置において異なる特徴を有する場合に、システムに対して第１の位置において取得される第１の信号を、そのシステムに対して第２の位置において取得される較正済みの第２の信号を用いて較正するシステムおよび方法を提供する。また、本発明は、較正式の係数を、第１位置と第２位置の間における現象の変化が補償されるように調整するシステムおよび方法を提供する。そのような変化は、各信号においてそれぞれ同時に測定される値を、第１測定位置と第２測定位置において生ずる物理現象の違いによって、異なる値とする場合がある。
【００２０】
以下の詳細な議論において、本発明に従うシステムおよび方法が、空気充填圧迫カフを採用する較正済みの非観血式血圧モニタを使用して動脈圧トノメータを較正する場合について記載される場合があることが理解されるべきである。しかしまた、本発明のシステムおよび方法が、較正済み圧迫カフ血圧モニタに対して未較正の動脈圧トノメータを較正する場合に限定されないことも理解されるべきである。むしろ、本発明のシステムおよび方法は、較正のプロセスにおいて使用される較正済みの装置が未較正のセンサもしくはトランスデューサによって測定されるシステムの位置から離隔した位置においてそのシステムを測定することにより、測定されるべきシステムに対していかなる未較正センサもしくはトランスデューサをも較正するために使用され得る。
【００２１】
第１の装置を使用してシステムの所定の現象を測定することによって発生する信号は、一般に、その第１装置と第２の較正済み装置とによるその現象の同時的測定を表すそれぞれの信号を比較することによって較正される。実際には、未較正の装置は、通常、物理現象を、所定の承認された方法によってかつ較正済み信号を発生させるための特定の基準に対して既に較正されている較正済み装置を使用して測定することによって較正される。そして、較正済み装置から発生するその現象の較正済み信号が、未較正の測定装置から発生する同じ現象を測定した未較正信号と比較される。
【００２２】
いくつかの種類の測定においては、測定装置のセンサもしくはトランスデューサは、それが較正済みであるか未較正であるかを問わず、測定されるべき現象を直接測定することができない。例えば、血管の経壁的圧力の変化は、血管の壁を介して圧力を測定することによって直接的に測定されないことがある。実際には、血管からその血管を覆う皮膚の表面に伝わる血圧脈波を測定することによって間接的な測定が行われることがある。間接的測定にとって、未較正装置を較正することは、測定装置のセンサもしくはトランスデューサの測定特性と、測定されるべき現象に対するそのセンサもしくはトランスデューサの接続との両者に依存する。その結果、間接的測定においては、しばしば、未較正測定装置を測定されるべき現象に間接的に接続した後にその未較正測定装置を較正済みの信号に対して較正することが必要となる。
【００２３】
較正のプロセスには、未較正の測定装置と較正済みの測定装置とを使用して現象を同時に測定して、２つの測定装置から、同じ現象の２つもしくはそれ以上のほぼ同時の値を取得する工程が含まれることがある。ここで、“ほぼ同時”とは、同じ入力信号が、伝播の遅延の範囲内において、２つの位置の各々において測定されるというようにおおよそ同時的である２つの測定を含む概念であることが理解されるべきである。しかし、この用語はまた、諸々の条件が満たされる限りにおいて、分、時、日の単位で隔てられた２つの異なる時点において取得されるそれぞれの測定をも含む概念である。
【００２４】
特に、２つの測定は、それらの２つの測定の間で被測定システムが有意に変化しない限りにおいては、如何なる時間間隔によっても分離され得る。例えば、多くの実生活上の動力学的、機械的、液圧的、気体圧的、電気的および化学的システムは、そのようなシステムの長期的動力学的応答を変化および／またはドリフトさせる加齢、磨耗等を受ける。そのようなシステムはまた、それらのシステムの動力学的応答に対する長期的変化を生じさせる入力を受ける。すなわち、そのようなシステムは、一定の限定された時間間隔に対しては一般に安定的であるが、長い時間間隔に対しては変化する。従って、２つの測定が被測定システムが安定的である時間間隔の範囲内において行われる限りにおいては、それらの２つの測定が“おおよそ同時的である”ことが理解されるべきである。
【００２５】
そこで、未較正測定装置を使用して取得した測定信号のレベルを較正済み測定装置を使用して取得した測定信号のレベルに関係付ける数学的関係式が導かれ得る。スケーリングとシフティングによって入力信号を出力信号に変換する未較正測定装置について、この変換は以下の式　（１）によって表される。
Ｏ　＝　ＫＩ　＋　Ｏ_０　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（１）
但し、Ｏは、結果としての出力信号であり、
Ｋは、比例定数であり、
Ｉは、入力信号であり、
Ｏ_０は、値ゼロを有する入力信号に対応する出力信号に等しい定数である。
【００２６】
図１は、圧力を表す入力信号Ｉと電圧を表す出力信号Оについての等式（１）に対応する略図である。種々の例示的実施態様において、入力信号は例えば血管内の血圧であり、出力信号は、その血管内の血圧に応答して生体の皮膚によって圧力／電圧センサもしくはトランスデューサに対して加えられる力もしくは圧力を表す電圧である。
【００２７】
前記のような未較正測定装置を較正するために一次等式を使用し得る。そのような一次等式の１つは、以下の式（２）によって表される。
Ｉ　＝　　Ｃ_ｃＯ　＋　Ｉ_０　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（２）
但し、Ｉ　は、入力信号であって、出力信号がそれに対して較正されるべき　　　　　ものであり、
Ｃ_Ｃは、較正係数であり、
Ｏは、入力信号に対して較正されるべき出力信号であり、
Ｉ_０は、較正定数である。
【００２８】
等式（２）に対応する図２において、圧力／電圧トランスデューサの場合には、較正定数Ｉ_０はオフセット圧Ｐ_０である。入力信号が血管内の血圧Ｐである種々の　例示的実施態様において、オフセット圧Ｐ_０の値は、測定される電気信号Ｅの値がゼロの時の血圧である。
【００２９】
入力信号は、その入力信号をモニタすることが可能な較正済み装置を使用して測定され得る。出力信号は、入力信号をその出力信号に変換する未較正トランスデューサによって発生させられ得る。この場合において、入力信号と出力信号との同時測定が入力信号の２つの相異なる値について行われるならば、較正係数Ｃ_Ｃは、以下の式（３）によって表される。
Ｃ_Ｃ＝１／Ｋ　＝　（　Ｉ_Ｂ−　Ｉ_Ａ）／（Ｏ_Ｂ−　Ｏ_Ａ）　　　　　　　　（３）
但し、Ｋは、比例定数であり（　等式　（１）より）　、
Ｉ　_Ａは、第１の較正済み入力測定値であり、
Ｉ　_Ｂは、第２の較正済み入力測定値であり、
Ｏ　_Ａは、第１の較正済み入力測定値　Ｉ_Ａに対応する第１の未較正の出　　　　力測定値であり
Ｏ　_Ｂは、第２の較正済み入力測定値　Ｉ_Ｂに対応する第２の未較正の　　出力測定値である。
【００３０】
また、較正定数Ｉ_０は、較正係数　Ｃ_Ｃと測定された入力信号および出力信号とを使用して決定され得る。特に、等式（３）　を使用して決定される較正係数　Ｃ_Ｃの値と、等式（３）において使用される入力信号と出力信号のそれぞれの値が与えられれば、等式（２）　は以下の式（４）　に書き改めることができる。
Ｉ_０　＝　Ｉ_Ａ−　Ｃ_ＣＯ_Ａ＝Ｉ_Ｂ−　Ｃ_ＣＯ_Ｂ　　　　（４）
【００３１】
いくつかの場合において、未較正測定装置のシステムへの接続を容易に調節することができない時には、その未較正測定装置は、それがシステムに接続された後に、較正されなければならない。血圧等の時間変化現象を測定するシステムにおいては、測定された現象における時間変化は、較正の目的のために使用され得る。血圧等の時間変化現象を検出することによって取得される入力信号は定常平均成分と時間変化成分とを含む。従って、入力信号の全測定値は以下の式（５）によって表される。
Ｉ（ｔ）　＝Ｉ　＋　ｉ（ｔ）　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（５）
但し、Ｉ（ｔ）は、入力信号の全測定値であり、
Ｉ　は、入力信号の定常平均成分であり、
ｉ（ｔ）は、入力信号の時間変化成分である。
【００３２】
入力信号を出力信号に変換するトランスデューサの場合に、時間変化入力信号に応答して発生させられる時間変化出力信号もまた、定常平均出力成分と時間変化出力成分とによって表され得る。従って、等式（５）に基いて、等式（２）は、以下の式（６）に書き改め得る。

但し、Ｉ（ｔ）は、入力信号の全測定値であり、
Ｃ_Ｃは、較正係数であり、
Ｏ（ｔ）は、出力信号の全測定値であり、
Ｏ　は、出力信号の定常平均成分であり、
ｏ（ｔ）は、出力信号の時間変化成分である。
【００３３】
Ｉ（ｔ）とＯ（ｔ）とが周期が等しい周期関数であるならば、入力信号の定常平均成分Ｉ　は以下の式（７）によって表され、
Ｉ　＝（１／Ｔ）　∫Ｉ（ｔ）ｄｔ　　（　但し、積分区間はｔ_０乃至ｔ_０＋ｋＴ）　　　　　　（７）
出力信号の定常平均成分は以下の式（８）によって表される。
Ｏ　＝（１／Ｔ）　∫Ｏ（ｔ）ｄｔ　　（　但し、積分区間はｔ_０乃至ｔ_０＋ｋＴ）　　　　　　　　（８）
但し、ｔ_０は、任意の時間であり、
ｋは、ゼロでない整数であり、
Ｔは、時間変化周期関数Ｉ（ｔ）および　Ｏ（ｔ）の周期である。
【００３４】
等式（６）は、入力信号を用いて出力信号を較正するために、２つの方法で使用され得る。まず、２つの時間変化入力信号Ｉ_１（ｔ）　とＩ_２（ｔ）とそれらに対応する時間変化出力信号Ｏ_１（ｔ）　とＯ_２（ｔ）とが異なる時間期間に渡って測定され得る。次いで、それら２つの時間変化入力信号Ｉ_１（ｔ）　とＩ_２（ｔ）のそれぞれの平均成分が異なる値であれば、較正係数　Ｃ_Ｃは以下の式（９）によって表される。
Ｃ_Ｃ＝（　Ｉ _２−　Ｉ _１）／（Ｏ _２−　Ｏ _１）　　　　　　　　（９）
但し、Ｉ _１は、第１の時間変化入力信号Ｉ_１（ｔ）の定常平均成分であり、
Ｉ _２は、第２の時間変化入力信号Ｉ_２（ｔ）の定常平均成分であり（Ｉ _２≠　Ｉ _１）、
Ｏ _１　は、第１入力信号Ｉ_１（ｔ）に基いて取得される第１出力信号Ｏ_１（ｔ　　）の定常平均成分であり、
Ｏ _２は、第２入力信号Ｉ_２（ｔ）に基いて取得される第２出力信号Ｏ_２（ｔ）　　の定常平均成分であり、（Ｏ _１≠　Ｏ _２）　である。
【００３５】
上記に代えて、時間変化入力信号Ｉ（ｔ）とそれに対応する出力信号О（ｔ）とが異なる時間ｔ_１とｔ_２とにおいて測定され得る。次いで、時間変化出力信号О（ｔ）の時間変化成分ｏ（ｔ）が２つの時間ｔ_１とｔ_２とにおいて異なる値であるとすれば、較正係数　Ｃ_Ｃは以下の式（１０）によって表される。

但し、Ｉ（ｔ_１）　と　Ｉ（ｔ_２）は、第１と第２の時間ｔ_１、ｔ_２における時間変化入力信号Ｉ（ｔ）のそれぞれの値であり、
Ｏ（ｔ_１）　と　Ｏ（ｔ_２）は、第１と第２の時間ｔ_１、ｔ_２における時間変化出力　　　　　信号О（ｔ）のそれぞれの値であり、
Ｉ　は、時間変化入力信号Ｉ（ｔ）の定常平均成分であり、
Ｏ　は、入力信号Ｉ（ｔ）に基いて取得される電気信号О（ｔ）の定常平均　　　　　　成分であり、
ｉ（ｔ_１）とｉ（ｔ_２）　は、第１と第２の時間ｔ_１、ｔ_２における時間変化入力　　　　　　信号Ｉ（ｔ）の時間変化成分のそれぞれの値であり、
ｏ（ｔ_１）とｏ（ｔ_２）は、第１と第２の時間ｔ_１、ｔ_２における時間変化出力　　信号О（ｔ）の時間変化成分のそれぞれの値であり、ｏ（ｔ_２）　≠（ｔ_１）
である。
【００３６】
ある現象の測定値を出力信号に変換する未較正のセンサもしくはトランスデューサが置かれる位置と同じ位置において較正済みの装置を使用してその現象の値を測定することができない場合がある。例えば、検出される血圧を電気信号に変換する電気的トランスデューサが置かれる解剖学的部位と同じ部位において、較正済みの血圧モニタを使用して生体の血圧を測定することは、しばしば不可能である。通常、較正済みの血圧測定は、生体の上肢の上腕動脈上に装着された空気充填圧迫カフを使用して行われるが、圧力変化に応答して電気信号を発生させる未較正のトノメータは、生体の同じ上肢の端付近の撓骨動脈上に装着され得る。あるいは、血圧カフがトノメータが装着される上肢とは反対側の上肢に装着されることもしばしばある。
【００３７】
較正が正確なものであるべきならば、望ましくは、未較正の装置は、較正済みの装置によって測定される物理現象と同じ物理現象を測定すべきである。例えば、未較正血圧測定装置と較正済み血圧測定装置とが同じ解剖学的部位において測定を行うことができない時のように、未較正装置と較正済み装置とが空間的に離れた位置に置かれた時には、血圧等の被測定現象が２つの位置において同じでないならば、較正に誤差が生じ得る。ある現象の２つの測定は、２つの位置の間においてその現象の発生に時間の遅延があるか、または、較正済み装置の装着位置で発生する現象に対して未較正装置の装着位置で発生する現象に変化があるか、または、それらの両方があれば、異なったものとなる。
【００３８】
例えば、図３に示すように、生体において、血液は心臓からその生体の脈管系の末梢動脈に向かって流れるが、心臓の脈動収縮によって発生する血圧脈波は、その脈管系を有限の速度で伝播する。従って、撓骨動脈において検出される血圧脈波の波形は、上腕動脈において検出される血圧脈波に対して遅延する。さらに、図３に示すように、血圧脈波が末梢動脈を伝播する際に、血圧脈波の波形に変化が生じて、撓骨動脈において測定される血圧脈波の波形と上腕動脈において検出される血圧脈波の波形とは異なった形状となる。
【００３９】
生体の血圧がその生体の他の位置もしくは部位において測定される時には、脈波波形の形状の変化は無視し得るか、または、そもそも存在しないかも知れない。その場合には、それらの位置においては、時間遅延の可能性があることを除いて、血圧脈波の形状が同じであると仮定することができる。しかし、如何なる時間遅延も、等式（１０）を使用して較正係数を決定するための入力信号Ｉ（ｔ）と出力信号О（ｔ）として、圧力測定的値Ｐ（ｔ_１）　、Ｐ（ｔ_２）と取得される電気信号Ｅ（ｔ_１）　、Ｅ（ｔ_２）とをそれぞれ使用することを不可能にする。ある現象が異なる測定位置で発生する時にそれらの測定位置の間でその現象の発生に時間の遅延があるならば、それぞれの時間変化信号は、互いに対して、時間変化信号の特徴（極大値、極小値等）を等式（１０）を使用して較正係数を取得するための値として使用し得るような態様で、シフトされ得る。
【００４０】
生体の撓骨動脈上に装着されるトノメータは、前記波形変化が無視し得ると仮定して較正されてきた。図４において、実線で示すものが、較正済みの血圧モニタによって測定された上腕動脈血圧脈波波形である。撓骨動脈血圧脈波波形は、破線で示され、２つの波形の極大値と極小値とをそれぞれ対応させることによって較正されたトノメータによって測定されたものである。しかし、図４の２つの波形の形状には明らかな違いがあり、このことが、撓骨動脈において測定される波形の変化が無視し得ないことを証明している。
【００４１】
図３に示すように、撓骨動脈における血圧信号の時間変化（ＡＣ）成分の振幅は、脈管系の脈波伝達特性のために、上腕動脈におけるそれとは大きく異なっている。図４に示すように、波形の変化、つまり、撓骨動脈での血圧信号の上腕動脈でのそれに対する形状の変化は、血圧脈波の伝達の特性を示している。
従って、図４に示す較正法において使用される、２つの血圧信号の特徴（ピークの振幅等）を互いに対応させる技術は、正確な較正を行う技術としては充分ではない。
【００４２】
あるシステムの第１測定位置“ａ”と同じシステムの第２測定位置“ｂ”の間の物理現象の変化は、以下の式（１１）で表される周波数領域伝達関数　Ｈ_Ｆａｂ（ｆ）によって記述され得る。
Ｈ_Ｆａｂ（ｆ）　＝　Ｉ_Ｆ２（ｆ）　／　Ｉ_Ｆ１（ｆ）　　　　　　　　　　（１１）
但し、　Ｈ_Ｆａｂ（ｆ）　は、第１測定位置“ａ”と第２測定位置“ｂ”の間の入力信号の周波数領域伝達関数であり、
Ｉ_Ｆ１（ｆ）　は、第１測定位置“ａ”において測定される第１時間変化入力信号Ｉ_１（ｔ）のフーリエ変換であり、
Ｉ_Ｆ２（ｆ）　は、第２測定位置“ｂ”において測定される第２時間変化入力信号Ｉ_２（ｔ）のフーリエ変換である。
【００４３】
等式（１１）は、生体の血圧脈波がその生体の上腕動脈から撓骨動脈に伝播する際のその血圧脈波の変化を表すために書き直すことができる。特に、その変化は、以下の式（１１ａ）で表される動脈圧伝達関数　Ｈ_Ａ（ｆ）　によって記述され得る。
Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）　＝　Ｐ_Ａｂ（ｆ）　／　Ｐ_Ａｒ（ｆ）　　　　　　　　　（１１ａ）
但し、　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）　は、上腕動脈測定位置と撓骨動脈測定位置の間の入力信号の圧伝達関数であり、
Ｐ_Ａｂ（ｆ）　は、上腕動脈測定位置における上腕動脈時間変化血圧脈波のフーリエ変換であり、
Ｐ_Ａｒ（ｆ）　は、撓骨動脈測定位置における撓骨動脈時間変化血圧脈波のフーリエ変換である。
【００４４】
図５は、既知の物理現象を未知の物理現象に変換する物理システムと、その未知物理現象を測定するために使用され得る未較正の装置との一例示的実施態様の略図である。特に、図５においては、物理現象として、血圧脈波が使用される。既知の物理現象は、圧迫カフ等の較正済み測定装置によって測定され得る上腕動脈血圧脈波　Ｐ_Ａｂ（ｔ）　である。等式（１１ａ）で示される上腕動脈／撓骨動脈伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）　は、既知の上腕動脈血圧脈波　Ｐ_Ａｂ（ｔ）　を未知の撓骨動脈血圧脈波　Ｐ_Ａｒ（ｔ）　に変換する。未較正測定装置は、未知撓骨動脈血圧脈波　Ｐ_Ａｒ（ｔ）を、等式（１）を使用して定義される未知の比例定数Ｋと未知の較正オフセット値Ｅ_０とに基いて、未較正の測定信号Ｅ_ｒ（ｔ）　に変換する。
【００４５】
等式（２）の較正係数　Ｃ_Ｃと較正定数Ｉ_０とを決定することは、上腕動脈／撓骨動脈血圧伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）　等の、第１測定位置と第２測定位置の間の伝達関数　Ｈ_Ａａｂ（ｆ）についての少なくとも１つの周波数値が知られるまでは、不可能であることが理解されるべきである。
【００４６】
図６は、上腕動脈血圧脈波と撓骨動脈血圧脈波の間の上腕動脈／撓骨動脈血圧伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）　の、実験的に決定された周波数応答を示している。図６に示すように、上腕動脈／撓骨動脈血圧伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）は、血圧脈波の伝播特性は共鳴システムの伝播特性であることを明らかにしている。共鳴システムにおいては、共鳴周波数の付近、つまり、上腕動脈／撓骨動脈血圧伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）のピークの付近の血圧脈波の周波数成分が、他の周波数における周波数成分に対して相対的に増幅される。図６に示す上腕動脈／撓骨動脈血圧伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）は、上腕動脈測定位置において測定される血圧脈波の周波数成分に対する、撓骨動脈測定位置において測定される血圧脈波の種々の周波数成分の変化を表している。
【００４７】
さらに、図６に示す上腕動脈／撓骨動脈血圧伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）は、前記システムの有用な特徴を明らかにしている。その有用な特徴とは、上腕動脈／撓骨動脈血圧伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）が、周波数がゼロに近づくに従って、以下の等式（１２）で記述され得るように、値１に近づくということである。
Ｈ_Ａｂｒ（０）　＝　Ｐ_ｒ（０）／　Ｐ_ｂ（０）　＝　Ｐ _ｒ／Ｐ _ｂ＝１　　ｏｒ　　Ｐ _ｂ＝　Ｐ _ｒ　　（１２）
但し、　Ｈ_Ａｂｒ（０）は、周波数がゼロの場合の、上腕動脈／撓骨動脈血圧伝達　関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）の値であり
Ｐ_ｂ（０）　は、周波数がゼロの場合の、時間変化上腕動脈血圧脈波信号Ｐ_ｂ（ｔ）　のフーリエ変換の値であり、
Ｐ _ｂは、　Ｐ_ｂ（ｔ）　の平均値であり、
Ｐ_ｒ（０）　は、周波数がゼロの場合の、時間変化撓骨動脈血圧脈波信号　Ｐ_ｒ（ｔ）　のフーリエ変換の値であり、
Ｐ _ｒは、　Ｐ_ｒ（ｔ）　の平均値である。
【００４８】
要するに、等式（１１ａ）と（１２）とは、撓骨動脈血圧脈波と上腕動脈血圧脈波のそれぞれの平均血圧ないしＤＣ成分が相等しいことを意味している。このことは、本発明に従うシステムおよび方法の例示的実施態様において使用された撓骨動脈と上腕動脈のように生体の大きな血管について正しい。上腕動脈／撓骨動脈血圧伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）は一般に未知であるが、等式（１２）は、多くのケースについて、血圧脈波が脈管系を通って一定距離を伝播する時にゼロ周波数に近づく血圧信号の周波数成分の振幅値を与える。この情報は、未較正の血圧測定装置を較正するために、本発明に従うシステムおよび方法の種々の例示的実施態様によって使用される。
【００４９】
より一般的には、一般的伝達関数　Ｈ_Ａａｂ（ｆ）が、上腕動脈／撓骨動脈血圧脈波伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）について図５に示されるシステムのゼロ周波数成分について図６に示される関係等の、既知のまたは決定可能な関係を有する１つもしくは複数の周波数成分（ｆ_１，　ｆ_２，．．．）　を有しているならば、等式（１２）は、伝達関数　Ｈ_Ａａｂ（ｆ）のその１つもしくは複数の周波数成分（ｆ_１，　ｆ_２，．．．）　についての振幅値を決定するために使用され得る。
【００５０】
入力信号／出力信号伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ）　＝　Ｋ　Ｈ　_Ａａｂ（ｆ）は、第１測定位置“ａ”に置かれた較正済みの測定装置によって測定される入力信号と、第２測定位置“ｂ”に置かれた未較正のトランスデューサによって発生させられる出力信号とについて、定義され得る。
【００５１】
伝達関数　Ｈ_Ａａｂ（ｆ）が既知のまたは決定可能な値を有する、“ｆ_１”周波数成分等の、入力信号および出力信号の１つもしくは複数の周波数成分について、入力信号／出力信号伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ_１）の値は、以下の式（１３）によって表される。

但し、　Ｈ_ＩＯ（ｆ_１）は、周波数ｆ_１についての伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ）　の値であり、
Ｋは、比例定数であり　（等式（１）より）、
Ｈ　_Ａａｂ（ｆ_１）は、周波数ｆ_１についての伝達関数　Ｈ_Ａａｂ（ｆ）　の値である。
【００５２】
図５に示すシステムについて、入力信号／出力信号伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ）は、圧力／電圧信号伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）である。前記のように、このシステムについての第１位置／第２位置伝達関数　Ｈ_Ａａｂ（ｆ）は、上腕動脈／撓骨動脈血圧伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）である。図６および等式（１２）によって示されるように、　Ｐ _ｂ＝　Ｐ _ｒである。従って、等式（１３）は、上腕動脈血圧脈波と発生電気信号のそれぞれのＤＣ成分について、以下の式（１３ａ）のように書き直され得る。

但し、　Ｈ_ｐｖ（０）　は、周波数ゼロについての圧力／電圧伝達関数の値であり、Ｋ　　　は、比例定数であり　（等式（１）より）、
Ｈ_Ａｂｒ（０）　は、周波数ゼロについての上腕動脈／撓骨動脈血圧伝達関数　Ｈ_Ａｂｒ（ｆ）の値である。
【００５３】
入力信号／出力信号伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ）を推定するために使用される技法が位相角を推定しないならば、Ｋの符号は、データの知識から付与されなければならない。Ｋの値は、ほとんどのケースにおいて、正である。というのは、測定された出力信号Ｏ_２（ｔ）は較正済みの入力信号Ｉ_１（ｔ）と同位相であるからである。従って、Ｏ_２（ｔ）とＩ_１（ｔ）が同位相の時には、以下の式（１４）が得られる。
Ｋ＝　｜　Ｈ_ＩＯ（ｆ_１）｜／｜　Ｈ_ＡＢ（ｆ_１）｜　　　　　　　　　　　　（１４）
【００５４】
較正済みの入力信号Ｉ_１（ｔ）に対してＯ_２（ｔ）が逆転すると、Ｋの値は負となる　。すなわち、以下の式（１５）が得られる。
Ｋ＝　｜　Ｈ_ＩＯ（ｆ_１）｜／｜　Ｈ_ＡＢ（ｆ_１）｜　　　　　　　　　　　　　（１５）
【００５５】
Ｏ_２（ｔ）は時間変化成分ｏ_２（ｔ）　と未知のゼロ周波数成分Ｏ_０とに依存するので、信号Ｏ_２（ｔ）　とＩ_１（ｔ）　から、既知のまたは決定可能な値を有する周波数ｆ　についてのＨ_ＩＯ（ｆ_１）を決定することは不可能である。しかし、　Ｈ_ＩＯ（ｆ）　が周波数の振る舞いの良い関数でなるならば、その事実を利用することが可能である。入力信号／出力信号伝達関数Ｈ_ＩＯ（ｆ）　は、既知のまたは決定可能な値を有する周波数成分（ｆ_１，　ｆ_{２，．．．}）　の１つまたは複数に近づく周波数について実験的に決定され得る。例えば、圧力／電圧信号伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）　について、この伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）　についての値は、ゼロに近づく周波数について実験的に決定され得る。入力信号／出力信号伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ）　について、入力信号／出力信号伝達関数の周波数ｆ_１での値　Ｈ_ＩＯ（ｆ_１）は、ｆ_１に近づく周波数を決定することから推定され得る。例えば、圧力／電圧伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）　について、そのゼロ周波数の値はこの決定から推定され得る。圧力／電圧伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）　についても、または、ゼロ周波数成分を使用する他の如何なる伝達関数についても、Ｏ_０の加算はその信号のＡＣ成分に対して如何なる効果も持たない。従って、図８は、ＡＣのみの分析のために図７を描き直したものである。
【００５６】
Ｏ_２（ｔ）とＩ_１（ｔ）から入力信号／出力信号伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ）　を決定することは、種々の技法によって対処され得るシステム同定問題である。一旦、Ｋが、ｆ　≒　ｆ_１における入力信号／出力信号伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ）　の推定の絶対値から決定されれば、較正係数　Ｃ_Ｃは、等式（３）　において与えられるように、Ｋの逆数に等しい。
【００５７】
較正係数　Ｃ_Ｃが得られれば、オフセット入力信号値Ｉ_０である較正定数が、以　下に説明するように、測定された入力信号の平均値の推定を使用することによって取得され得る。等式（１２）が成立する、伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）等の伝達関数について、等式（１２）は、以下の式（１６）のように書き直して、展開することができる。
Ｉ _１＝Ｉ _２　　　　　　　　　　　　　　（１６）
【００５８】
同様に、等式（２）　は、Ｉ_２とＯ_２を考慮して、以下の式（１７）　のように書き直す　ことができる。
Ｉ_２＝　　Ｃ_ｃＯ_２　＋　Ｉ_０　　　　　　　（１７）
【００５９】
等式（１６）と（１７）を組み合わせ、これをＩ_０について解くと、以下の式（１８）が得られる。
Ｉ_０＝Ｉ _１−　Ｃ_ｃ Ｏ _２　　　　　　　　　　　（１８）
【００６０】
従って、等式（１２）が成立する、伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）等の伝達関数について、オフセット入力信号値Ｉ_０である較正定数が、誘導された較正係数Ｃ_Ｃと、その較正係数Ｃ_Ｃを決定するために使用される入力信号との平均値とから決定され得る。
【００６１】
一般に、較正係数Ｃ_Ｃを等式（１３）〜（１７）に基いて決定することは、ゼロに近づく周波数について入力信号／出力信号伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ）　を特徴付ける実験データと共に最も容易に使用される。入力と出力のデータのサンプルから伝達関数を特徴付けるための技法がある。一般に、そのような技法は、パラメトリックまたはノンパラメトリックの伝達関数推定である。図９は、較正済みの上腕動脈血圧信号ｐ_１（ｔ）の時間変化成分の実験データをプロットしたグラフである。図９のグラフにおいては、７０ｍｍＨｇに等しい平均ＤＣ成分　Ｐ _１が除かれている。図１０は、未較正の撓骨動脈血圧信号ｅ_２（ｔ）の時間変化成分をプロットしたグラフである。同様に、図１０のグラフにおいては、０．３３　ｍＶに等しい平均ＤＣ成分Ｅ _２が除かれている。図９および１０に示す信号は、２５０　サンプル／秒のサンプリング密度で得られた連続信号のデジタル化サンプルである。
【００６２】
ノンパラメトリック技法は、一般に、入力と出力の時間関数を周波数領域に変換することに基づいている。デジタル化データについての最も一般的な変換は離散フーリエ変換（ＤＦＴ）である。信号の時間（ｄｕｒａｔｉｏｎ）がパワー２（ｐｏｗｅｒ　ｏｆ　２）に等しい時に、離散フーリエ変換は、高速フーリエ変換アルゴリズムを使用して効率的に実行され得る。推定入力信号／出力信号伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ）を決定するために最も一般的に使用される離散フーリエ変換依拠方法は、

但し、Ｅ［…］　は統計学的期待値演算子であり、
Ｗ（τ）　はハミンング・ウィンドウ（Ｈａｍｍｉｎｇ　ｗｉｎｄｏｗ）等のウィンド　　　　　ウ関数（ｗｉｎｄｏｗｉｎｇ　ｆｕｎｃｔｉｏｎ）である。
【００６３】
この例示的実施態様においては、関数Ｅ［ｏ_２（ｔ）ｏ_２（ｔ　＋　τ）］はＯ_２（ｔ）　の自己相関関数であり、関数Ｅ［ｏ_２（ｔ）ｉ_１（ｔ　＋τ）］はｏ_２（ｔ）　のｉ_１（ｔ）　に対するクロス相関（ｃｒｏｓｓ−ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ　）である。等式（１９）において、自己相関およびクロス相関関数をウィンドウ関数Ｗ（τ）　との間で乗算することの効果は、周波数の平滑化の量がウィンドウ関数の幅に逆比例することから、周波数の推定を平滑化することである。
【００６４】
図１１は、図９と１０に示すデータを使用して取得された推定圧力／電圧伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）の絶対値を示している。図１１に示すデータによって得られる推定圧力／電圧伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）　を使用して、Ｋが０．０１７２　ｖｏｌｔｓ／ｍｍＨｇ　であることが等式（１３ａ）　に基いて誘導される。一度、Ｋが等式（１３ａ）　に基いて決定されると、較正係数　Ｃ_Ｃが５８．１ｍｍＨｇ／ｖｏｌｔ　となる。一旦、較正係数　Ｃ_Ｃが等式（４）　または（１８）に基いて決定されると、較正定数Ｉ_０が６９．９８ｍｍＨｇ　となる。図１２は、較正済みの上腕動脈血圧脈波Ｐ_１（ｔ）と、上記のように決定された５８．１ｍｍ　Ｈｇ／ｖｏｌｔに等しい較正係数　Ｃ_Ｃを使用して較正された撓骨動脈血圧脈波Ｐ_２（ｔ）　とをプロットしたグラフである。
【００６５】
伝達関数Ｈ（ｆ）を決定するための１つのパラメトリック技法は、自己回帰（ＡＲ）技法である。自己回帰技法においては、複素ｚ−領域における多項式の分数の形式の伝達関数Ｈ（ｚ）が決定される。ｚ−領域伝達関数Ｈ（ｚ）は、次数が　Ｎ_ｂ−１の多項式分子と次数が　Ｎ_ａの多項式分母を有し、以下の式（２０）で表される形式を有する。
Ｈ_ＩＯ（ｚ）　＝　Σｂ_ｎｚ　^{−（ｎ−１）}／（１＋Σａ_ｎｚ　^−ｎ）　　　　　　　（２０）
但し、ｎ＝１〜Ｎ_ｂ
【００６６】
係数ｂ_ｎとａ_ｎは、推定入力信号／出力信号伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｚ）が最適な多項式伝達関数となるように、最小２乗法に従って決定される。
【００６７】
ｚ−変換の性質は、フーリエ変換が以下の式（２１）を用いて単に置換することによってｚ−変換から見出されることである。但し、πは上添え字である。
ｚ　＝　ｅ^ｊ２π^ｆ　　　　　　　　　　　（２１）
【００６８】
この置換を使用して、かつ、等式（２０）の自己回帰モデルにおいて　Ｎ_ｂ−１　＝２、　Ｎ_ａ＝１である場合に、図１３は、図９および１０に示すデータに基いて決　定される推定圧力／電圧伝達関数の絶対値｜　Ｈ_ｐｖ（ｆ）　｜を示している。　Ｈ_ｐｖ（ｆ）　について等式（２１）と（１４）を書き直し、さらに、それらを組み合わせることによって、以下の式（２２）が得られる。

但し、ｎ＝１〜Ｎ_ｂ
【００６９】
等式（２２）において　Ｎ_ａ＝　２　、　Ｎ_ｂ＝　１　である場合には、図１３に示す自己回帰技法によって決定される推定入力信号／出力信号伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｚ）　を使用すると、Ｋは０．０１６４　ｖｏｌｔｓ／ｍｍＨｇ　に等しい。
【００７０】
本発明に従うシステムおよび方法の種々の例示的実施態様において、未較正のセンサもしくはトランスデューサは、推定伝達関数を決定するためのパラメトリックまたはノンパラメトリック技法を使用して較正され得る。実際に実施される技法は、適用態様および／または被較正測定装置に大きく依存する。ノンパラメトリック技法は、通常、より計算密度が濃いが、伝達関数の性質があまり知られていないシステムに対してより一般的に適用され得る。伝達関数の一般的性質が知られており、かつ、伝達関数が相対的に低次の多項式分数によってモデル化され得るシステムにおいては、パラメトリック技法は計算上極めて効率が良い。例えば、撓骨動脈上に置かれた電子トノメータを図９および１０に示すデータに基いて較正する際に、ゼロ付近の周波数における圧力／電圧伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）　は、多項式の２次関数によって、すなわち、　Ｎ_ａ＝　２　、　Ｎ_ｂ＝　１　と設定することによって、良好に近似される。
【００７１】
以上、本発明に従うシステムおよび方法の一例示的実施態様を、較正基準としてオシロメトリック血圧カフ・モニタを使用して電子トノメータを較正することを例に説明した。種々の他の例示的実施態様においては、較正されるべき他の容積または圧力トランスデューサを使用して血圧を測定し、また、較正済みオシロメトリック血圧カフ以外の他の較正済み装置を使用し得る。電子トノメータは、例えば、それが撓骨動脈の血圧信号Ｐ_２（ｔ）　に比例する電気信号Ｅ_２（ｔ）　を発生させるであろう個人の手首上に装着され得る。電気信号Ｐ_２（ｔ）　は、連続的なものであってもよいし、離散的なものであってもよい。電子トノメータから発生する血圧信号は、そのトノメータの電子回路と平均測定動脈血圧と被測定動脈の平均経壁圧力との関数である、平均定常成分を有する。
【００７２】
前記のように、種々の例示的実施態様において、較正済みのオシロメトリック血圧カフ・モニタは空気充填圧迫カフであって、上腕動脈等の最高（収縮期）血圧と平均血圧と最低（拡張期）血圧とを決定し得るものである。それらの血圧測定値は、動脈の経壁的血圧における時間変化性の変動によって発生する。経壁的血圧における時間変化性の変動は、次いで、動脈の容積的変動を生じさせ、それが動脈上の組織を介して皮膚の表面に伝えられて、空気充填圧迫カフがその容積変動に反応してその内部において圧力変動が発生する。空気充填圧迫カフ内における圧力変動の振幅、つまり、オシロメトリック血圧モニタの圧力信号は、空気充填圧迫カフの容積と、カフ圧と動脈圧（経壁圧力）との差と、動脈壁の弾性と、オシロメトリック血圧モニタの電気的特性と、空気充填圧迫カフと動脈上の組織と空気充填接続配管のそれぞれの周波数応答との関数である。オシロメトリック血圧モニタは血圧を連続的に測定するものであってもよいし、離散的に測定するものであってもよい。
【００７３】
経壁圧力の差が小さい時は、オシロメトリック血圧モニタによって測定される血圧信号の形状は動脈の内部血圧信号の形状を良好に近似するであろう。経壁圧力の差が小さい時に血圧を測定する技法は、プレチスモグラフ測定として知られている。図１４に示すように、好適には最低血圧値よりも低く設定された一定のカフ圧力下で心拍に同期して発生するカフの圧力振動波であるカフ脈波を初めとするプレチスモグラフ（容積脈波の波形）測定は、オシロメトリック血圧測定サイクルの終了時に行われる。プレチスモグラフ測定がデジタル化されるならば、その振幅値などの測定値は、汎用コンピュータ、パーソナル・コンピュータ、マイクロ・コンピュータまたはそれらと同等の装置もしくは回路等を使用して較正係数と較正定数とを決定するために、直接的に（スケーリングが必要な場合は、その後に）、使用され得る。プレチスモグラフ測定がアナログであるならば、最初に、その測定値をアナログ・デジタル変換器等によってデジタル化して、デジタル化された測定値を使用し得るようにする必要がある。また、上記容積脈波測定に加えて、動脈壁を平坦とするようにその動脈を直接押圧してその押圧力の変化として現れる圧脈波を検出する電子圧平トノメータ（　圧力センサ）　が生体に装着される。上記カフ脈波を検出するために生体に巻回（装着）されるカフおよびそれに接続された血圧／電圧トランスデューサ（圧力センサ）や、それらを備えて血圧値を測定する血圧測定装置は、後述の較正済入力信号センサ２００に対応し、上記電子圧平トノメータは、後述の未較正入力信号センサ３００に対応する。上記容積脈波の振幅を示す電気信号Ｅ（ｔ）を測定する場合には、血圧Ｐ（ｔ）は以下の式（２３）によって表される。

但し、Ｐ（ｔ）は、生体の時間変化血圧であり、
Ｃ_ｐｖは、血圧／電圧トランスデューサの較正係数であり、
Ｅ（ｔ）は、生体の時間変化血圧を検出することによって発生する時間　　　　　変化電気信号であり、
Ｐ_ｏは、その血圧／電圧トランスデューサの較正定数である。
【００７４】
血圧／電圧較正係数　Ｃ_ｐｖおよび血圧／電圧較正定数　Ｐ_ｏは、空気充填圧迫カフについて前記したように、非観血血圧（　ＮＩＢＰ　）モニタによって測定される平均、拡張期および収縮期血圧を使用して決定され得る。
【００７５】
プレチスモグラフ測定について、平均血圧をＰ　とすれば、較正係数　Ｃ_ｐｖは以下の式（２４）で表される。
Ｃ_ｐｖ　＝　（　Ｐ_Ｓ−Ｐ_Ｄ）／（Ｅ_Ｓ−Ｅ_Ｄ）　　　　　　　　（２４）
但し、　Ｐ_Ｓは、生体の収縮期血圧であり、
Ｐ_Ｄは、生体の拡張期血圧であり、
Ｅ_Ｓは、生体の収縮期血圧　Ｐ_Ｓに対応する時間変化電気信号の値　　であり、
Ｅ_Ｄは、生体の拡張期血圧　Ｐ_Ｄに対応する時間変化電気信号の値で　ある。
【００７６】
従って、等式（２３）を書き直すことにより、較正定数　Ｐ_ｏは以下の式（２５）によ　って表される。
Ｐ_ｏ＝　（　Ｐ−　Ｃ_ｐｖ　Ｅ　）　　　　　　　　（２５）
【００７７】
図１５は、本発明に従って未較正のセンサもしくはトランスデューサを較正するためのセンサ較正システム（図１８）の制御作動の要部であって、一例示的実施態様の各機能実現手段或いは各工程をそれぞれ説明するためのフローチャートである。特に、図１５に示すフローチャートにおいては、未較正センサは、検出されるシステムに対して前もって較正されている較正済みセンサの第１位置Ａから離隔した第２位置Ｂに置かれる。
【００７８】
図１５に示すように、本実施例の作動はステップＳ１００（以下、「ステップ」を省略する）で開始し、次いでＳ１１０に進む。Ｓ１１０では、物理現象の入力信号Ｉ_１（ｔ）　が、較正済みセンサと未較正センサとによって検出されつつあるシステムの周期的物理現象の少なくとも１回の全サイクルに渡って、第１位置Ａに置かれた較正済みセンサから取得される。次いで、Ｓ１２０において、出力信号Ｏ_２（ｔ）が、そのシステムの物理現象の少なくとも１回の全サイクルに渡って、第２位置Ｂに置かれた未較正センサから取得される。一般に、Ｓ１１０とＳ１２０とは、非検出システムが同じ状態で両方の測定が行われるように、しばしば同時に行われる。しかし、Ｓ１１０とＳ１２０の各々が実施される時に非検出システムが実質的に同じ状態にある限り、それら２つのステップが同時に行われる必要は必ずしもないことが理解されるべきである。作動は次いでＳ１３０に進む。
【００７９】
Ｓ１３０では、入力信号Ｉ_１（ｔ）　と出力信号Ｏ_２（ｔ）　のそれぞれの平均値　ＩとＯ　が決定される。次いで、Ｓ１４０において、入力信号／出力信号伝達関数の推定が行われる。推定入力信号／出力信号伝達関数は、パラメトリックかノンパラメトリックの何れの方法を使用しても推定され得ることが理解されるべきである。また、推定入力信号／出力信号伝達関数を推定するための既知のまたは将来開発される如何なる方法をも使用し得る。次いで、Ｓ１５０において、Ｋの値が、推定入力信号／出力信号伝達関数についてのゼロ周波数値に基いて決定される。作動は次いでＳ１６０に進む。
【００８０】
Ｓ１６０では、Ｋの符号が決定される。前記のように、測定された出力信号Ｏ_２（ｔ）　が入力信号Ｉ_１（ｔ）　に追従するならば、Ｋの符号は正となるであろう。それと対照的に、出力信号Ｏ_２（ｔ）　が入力信号Ｉ_１（ｔ）　に対して反転していれば、Ｋは負となるであろう。入力信号／出力信号伝達関数の位相が既知であれば、Ｋの符号は容易に決定され得る。しかし、その伝達関数の位相が未知であれば、推定入力信号／出力信号伝達関数の位相が、Ｋの符号を決定するために、決定される。作動は次いでＳ１７０に進む。
【００８１】
Ｓ１７０では、較正係数　Ｃ_ＣがＫの逆数として決定される。次いで、Ｓ１８０において、較正定数Ｏ_０が、決定された較正係数　Ｃ_Ｃと決定された平均入力信号値Ｉおよび平均出力信号値Ｏ _０に基いて、決定される。作動は次いでＳ１９０において終了する。
【００８２】
図１６は、被検出システムに対して第１位置Ａに置かれる較正済み第１センサがその被検出システムに対して適切に較正されることを保障する方法の一例示的実施態様を説明するためのフローチャートである。前記のように、図１５のフローチャートにおいては、較正済みセンサは被検出システムに対して適切に較正されていることを前提としていた。図１６に示す方法は、センサを較正して、図１５に示す方法において較正済みセンサとして使用され得るようにするために、使用され得る。
【００８３】
図１６に示すように、本方法の作動はステップＳ２００で開始し、次いでＳ２１０に進む。Ｓ２１０では、被検出システムに対して第１位置Ａにおいて検出される物理現象の入力値Ｉ_１（ｔ）　が、その位置Ａに置かれた第１センサを使用して、少なくとも第１の時間ｔ_１と第２の時間ｔ_２において、取得される。次いで、Ｓ２２０において、第１センサからの出力信号Ｏ_１（ｔ）　が、被検出システムの第１位置Ａにおいて検出される物理現象に反応して、かつ、少なくとも第１時間ｔ_１と第２時間ｔ_２において、そのセンサを使用して発生させられまたは取得される。次いで、Ｓ２３０において、第１センサについての較正係数　Ｃ_Ｃが、被検出物理現象の入力値Ｉ_１（ｔ_１）、Ｉ_１（ｔ_２）と、それらに対応して、被検出システムに対して第１位置Ａに置かれたセンサ装置から発生する出力信号Ｏ_１（ｔ_１）とＯ_１（ｔ_２）とに基いて、決定される。作動は次いでＳ２４０に進む。
【００８４】
Ｓ２４０では、入力信号Ｉ_１（ｔ）と出力信号Ｏ_１（ｔ）のそれぞれの平均値　ＩとＯ　とが、Ｓ２１０とＳ２２０において決定された入力値Ｉ_１（ｔ）　と出力信号Ｏ_１（ｔ）　とに少なくとも部分的に基いて、決定される。次いで、Ｓ２５０において、較正定数Ｏ_１が、決定された較正係数Ｃ_１と決定された平均入力信号値Ｉ　および平均出力信号値Ｏ　に基いて、決定される。次いで、Ｓ２６０において、出力信号値の入力信号値に対するスケーリングが決定された較正パラメータに基いて行われる。作動は次いでＳ２７０に進み、そこで本方法の作動が終了する。
【００８５】
図１７は、図１５および図１６に示す方法を適用し、生体上にその上腕動脈血圧を検出するために装着される圧迫カフ血圧センサを使用して撓骨動脈トノメータ等の撓骨動脈血圧センサを較正する一例示的実施態様を説明するためのフローチャートである。すなわち、図１７に示すように、本方法の作動はＳ３００において開始し、次いでＳ３１０に進み、まず、圧迫カフ自体が、撓骨動脈トノメータが本発明に従うシステムおよび方法を使用して較正されるべき対象としての生体に対して、較正される。作動は次いでＳ３２０に進む。
【００８６】
圧迫カフを生体に対して較正する既知のまたは将来開発される如何なる方法もしくは技法もＳ３１０において使用され得ることが理解されるべきである。また、圧迫カフがその生体に対して既に較正済みであるか、または、圧迫カフがその生体に対して使用可能な一般化較正パラメータを決定することによって一般的に既に較正済みであるならば、Ｓ３１０は省略可能であることが理解されるべきである。例えば、ほとんどの人がその圧迫カフに対して実質的に同様の較正パラメータを有しているならば、その圧迫カフを較正するために、如何なる人に対しても使用可能な一般化較正パラメータを決定し、さらに、本発明に従うシステムおよび方法において、未較正の撓骨動脈トノメータを較正するためにそれらのパラメータを使用することができる。
【００８７】
Ｓ３２０において、圧迫カフが生体の上肢の回りにおいて昇圧または降圧させられて、生体の上腕動脈における拡張期血圧よりわわずかに低い圧力とされる。圧迫カフ内の圧力は拡張期血圧に近いものである必要はないことが理解されるべきである。次いで、Ｓ３３０において、信号Ｐ_１（ｔ）　とＥ_２（ｔ）　が、血圧脈波の少なくとも１つの全サイクルについて、圧迫カフと未較正の撓骨動脈血圧センサとによってそれぞれ取得される。次いで、Ｓ３４０において、信号Ｐ_１（ｔ）　とＥ_２（ｔ）　のそれぞれの平均値とが決定される。作動は次いでＳ３５０に進む。
【００８８】
Ｓ３５０において、血圧脈波／撓骨動脈センサ出力信号伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）　が、周波数領域における伝達関数を推定するために使用可能であって、特に限定されない、既知のまたは将来開発されるパラメトリックまたはノンパラメトリック技法を使用して推定される。次いで、Ｓ３６０において、Ｋの値が、推定血圧脈波／撓骨動脈センサ出力信号伝達関数　Ｈ_ｐｖ（ｆ）　についてのゼロ周波数値に基いて決定される。次いで、Ｓ３７０では、Ｓ１６０において前記したように、Ｋの符号が決定される。作動は次いでＳ３８０に進む。
【００８９】
Ｓ３８０では、未較正撓骨動脈センサについての較正係数　Ｃ_Ｃが、Ｋの逆数　として決定される。次いで、Ｓ３９０において、未較正撓骨動脈センサについての較正定数Ｐ_０が、決定された較正係数　Ｃ_Ｃと決定された平均上腕動脈血圧値および平均撓骨動脈センサ出力信号値　Ｅ _２に基いて、決定される。作動は次いでＳ４００に進み、そこで本方法の作動が終了する。
【００９０】
図１８は、本発明に従うセンサ較正システムの一例示的実施態様を説明するためのブロック図である。図１８に示すように、センサ較正システム１００は、リンク２１０によって較正済みの入力信号センサ２００に接続され、リンク３１０によって未較正の入力信号センサ３００に接続される。較正済み入力信号センサ２００と未較正入力信号センサ３００はそれぞれ、検出されるべき物理現象を有するシステムに取り付けられる。すなわち、較正済み入力信号センサ２００は第１の位置Ａにおいてシステムに接続され、未較正入力信号センサ３００は第１位置Ａから離隔した第２の位置Ｂにおいてシステムに接続される。
【００９１】
センサ較正システム１００は、リンク２１０、３１０からの信号を入力する入力／出力インターフェイス１１０と、コントローラ１２０と、制御および／またはデータ・バス１７０によって相互に接続されるメモリ１３０、平均値決定回路もしくはルーチン１４０、推定伝達関数決定回路もしくはルーチン１５０、較正パラメータ決定回路もしくはルーチン１６０とを含む。メモリ１３０は、信号部１３２と平均値部１３４と推定伝達関数部１３６と較正パラメータ部１３８とを含む。
【００９２】
信号部１３２は、較正済み入力信号センサ２００と未較正入力信号センサ３００とからそれぞれ出力された被検出周期的物理現象の１つまたは複数の全サイクルを記憶する。平均値部１３４は、較正済み入力信号センサ２００および／または未較正入力信号センサ３００から受け取った信号から平均値決定回路もしくはルーチン１４０によって決定された平均値を記憶する。推定伝達関数部１３６は、推定伝達関数決定回路もしくはルーチン１５０によって発生させられた推定伝達関数を記憶する。較正パラメータ部１３８は、未較正入力信号センサ３００について較正パラメータ決定回路もしくはルーチン１６０によって決定された較正係数と較正定数とを記憶する。較正パラメータ部１３８はまた、較正済み入力信号センサ２００についてセンサ較正システム１００によって決定された較正パラメータを記憶することができる。それと二者択一的に、較正パラメータ部１３８は、較正済み入力信号センサ２００について予め決定された較正パラメータを記憶してもよい。
【００９３】
作動に際しては、センサ較正システム１００のコントローラ１２０の制御の下で、較正済み入力信号センサ２００と未較正入力信号センサ３００の一方または両方が、被検出システムの被検出物理現象から出力信号を発生させる。それらの出力信号は、較正済み入力信号センサ２００および／または未較正入力信号センサ３００の一方または両方からそれぞれリンク２１０および／またはリンク３１０を介して、入力／出力インターフェイス１１０に供給される。コントローラ１２０の制御の下で、入力／出力インターフェイス１１０は、メモリ１３０の信号部１３２にそれらの信号を記憶する。次いで、コントローラ１２０の制御の下で、信号部１３２に記憶された信号は、平均値決定回路もしくはルーチン１４０に出力される。平均値決定回路もしくはルーチン１４０は、較正済み入力信号センサ２００と未較正入力信号センサ３００とからの信号のそれぞれの平均値を決定する。次いで、コントローラ１２０の制御の下で、平均値決定回路もしくはルーチン１４０によって決定された平均値は、平均値部１３４に記憶される。
【００９４】
また、コントローラ１２０の制御の下で、信号部１３２に記憶された信号が、推定伝達関数決定回路もしくはルーチン１５０に提供され、推定伝達関数決定回路もしくはルーチン１５０は、既知のまたは今後開発されるパラメトリックなまたはノン・パラメトリックな伝達関数推定技法もしくはアルゴリズムの何れかを使用して、それらの入力信号値から推定伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ）　を決定する。次いで、コントローラ１２　０　の制御の下で、その推定伝達関数が推定伝達関数部１３６に記憶される。推定伝達関数決定回路１５０は、平均値決定回路１４０と独立にもしくはそれと同時に作動し得ることが理解されるべきである。
【００９５】
さらに、コントローラ１２０の制御の下で、較正パラメータ決定回路もしくはルーチン１６０が推定伝達関数部１３６に記憶された推定伝達関数　Ｈ_ＩＯ（ｆ）　を入力し、Ｋの値として、その推定伝達関数の例えばゼロ周波数成分等の所望の主端数成分を抽出する。次いで、較正パラメータ決定回路もしくはルーチン１６０は、Ｋの値の逆数として、較正係数　Ｃｃ　の値を決定する。また、較正パラメータ決定回路もしくはルーチン１６０は、決定された較正係数　Ｃｃ　と、未較正入力信号センサ３００から出力した出力信号の平均値とに基づいて、較正定数Ｏ_０を決定する。このようにして較正パラメータ決定回路もしくはルーチン１６０によって決定された、入力信号センサ３００についての較正パラメータは、較正パラメータ部１３８に記憶される。
【００９６】
較正済み入力信号センサ２００が、それが置かれる場所であるシステムの特定の位置Ａについて較正される必要がある場合には、または、その他の何らかの理由によって較正される必要がある場合には、そのためにも、較正パラメータ決定回路もしくはルーチン１６０は上記の作動を行うことができることが理解されるべきである。すなわち、コントローラ１２０の制御の下で、較正済み入力信号センサ２００は、例えば図１７について前記した信号値等の、そのセンサ自体を較正するために使用可能な信号値を発生させるために作動する。それらの信号値は、入力／出力インターフェース１１０を介して入力され、コントローラ１２０の制御の下で、信号部１３２に記憶される。その後、較正パラメータ決定回路もしくはルーチン１６０は、較正済み入力信号センサ２００についての較正係数Ｃｃ_１と、較正済み入力信号センサ２００についての較正定数Ｉ_１とを発生させる。
【００９７】
図１８に示すセンサ較正システム１００は、種々の例示的実施態様において、プログラムされた汎用コンピュータによって実施される。しかし、センサ較正システム１００は、特定目的のコンピュータ、プログラムされたマイクロプロセッサもしくはマイクロコンピュータと周辺集積回路要素、ＡＳＩＣその他の集積回路、デジタル信号プロセッサ、個別要素回路等の実配線電子もしくはロジック回路、または、ＰＬＤ、ＰＬＡ、ＦＰＧＡ、ＰＡＬ等のプログラム可能ロジック装置によっても実施され得る。一般に、図１５〜図１７に示すフローチャートを実施することができる有限状態機械を作動させることが可能な如何なる装置も、センサ較正システム１００を実行するために使用することができる。
【００９８】
図１８に示す回路の各々は、適切にプログラムされた汎用コンピュータの部分として実施され得ることが理解されるべきである。あるいは、その代わりに、図１８に示す回路の各々は、ＡＳＩＣ内の物理的に区別されたハードウエア回路としてや、ＦＰＧＡ、ＰＬＤ、ＰＬＡまたはＰＡＬを使用したり、個別ロジック回路または個別回路要素を使用しても、実施され得る。図１８に示す回路の各々が取る特定の形態は設計上の選択事項であり、当業者にとって自明かつ特定可能であろう。
【００９９】
また、センサ較正システム１００は、プログラムされた汎用コンピュータ、特定目的のコンピュータ、マイクロプロセッサ等によって実行されるソフトウエアとしても実施され得る。その場合、センサ較正システム１００は、センサシステム内に埋設されたルーチン、サーバ上にあるリソース（ｒｅｓｏｕｒｃｅ）等として実施され得る。さらに、センサ較正システム１００は、それを物理的にソフトウエアおよび／またはハードウエアシステム中に内蔵することによっても、実施され得る。
【０１００】
図１８に示すメモリ１３０は、可変の揮発性もしくは不揮発性メモリ、または、非可変もしくは固定メモリの如何なる適切な組み合わせを使用することによっても実施され得る。可変メモリは、それが揮発であるか不揮発であるかを問わず、スタティックまたはダイナミックＲＡＭ、フロッピー・ディスクとディスク・ドライブ、書き込み可能なまたは再書き込み可能光ディスクとディスク・ドライブ、ハード・ドライブ、フラッシュ・メモリ等の中の何れか１つまたは複数を使用して実施され得る。同様に、非可変若しくは固定メモリは、ＲＯＭ、ＰＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、ＣＤ−ＲＯＭもしくはＤＶＤ−ＲＯＭ等の光ＲＯＭディスクとディスク・ドライブ等の中の何れか１つまたは複数を使用して実施され得る。
【０１０１】
リンク２１０、３１０の各々は、センサ２００、３００をそれぞれセンサ較正システム１００に接続するための既知のまたは今後開発される装置またはシステムの何れであってもよく、公衆交換電話回線網を解する接続、直接的なケーブル接続、広域回線網または構内回線網を解する接続、イントラネットを介する接続、インターネットを介する接続、または、他の何らかの分散型処理回線網もしくはシステムを介する接続を含み得る。さらに、センサ２００、３００をそれぞれセンサ較正システム１００に接続するためのリンク２１０、３１０の各々の少なくとも一部は、配線されたリンクであってもよいし、配線のないワイヤレスのリンクであってもよい。一般に、リンク２１０、３１０の各々は、スキャナ１００を操作画像登録システム２００に接続するために使用可能な、既知のまたは今後開発される接続システムまたは構造体の何れであってもよい。
【０１０２】
以上、本発明をその具体的実施態様について詳細に説明したが、本発明には当業者に自明な種々の変更、改良、変形を行うことが可能である。すなわち、前述した本発明の好適な実施態様は説明を目的とするものであって、何ら限定的なものではないことが理解されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【図１】物理現象を測定する未較正装置の一例示的実施態様の略図である。
【図２】図１の未較正装置を較正するために使用可能なシステムの一例示的実施態様の略図である。
【図３】生体の脈管系の相異なる部位における血圧信号と時間遅延とのそれぞれの差を説明する図である。
【図４】システムにおける第１位置において物理現象を測定することによって発生する第１信号と、同じシステムにおける第２位置において同じ物理現象を測定することによって発生する第２信号であってその極大値と極小値とを第１信号の極大値と極小値とにそれぞれ対応させることによって較正したものとをプロットしたグラフである。
【図５】既知の物理現象を未知の物理現象に変換する物理システムと、その未知物理現象を測定するために使用可能な未較正測定装置との一例示的実施態様の略図である。
【図６】周波数の関数としての上腕／撓骨伝達関数の強度をプロットしたグラフである。
【図７】較正済み装置によって測定される入力信号と未較正装置から発生する出力信号の間の入力信号／出力信号伝達関数に基づく未較正測定装置の一例示的実施態様の略図である。
【図８】図７を非ゼロ周波数信号成分について書き改めた図である。
【図９】被測定システムの第１位置において測定される較正済み入力信号であってゼロ周波数信号成分が除かれたものをプロットしたグラフである。
【図１０】被測定システムの第２位置において測定される、未較正測定装置の出力信号であってゼロ周波数信号成分が除かれたものをプロットしたグラフである。
【図１１】図９および図１０のグラフに基づく図７および図８の入力信号／出力信号伝達関数をプロットしたグラフである。
【図１２】本発明に従うシステムおよび方法による較正の後に、較正済み装置を使用してシステムの第１位置において測定される入力信号の値と、第２位置においてその装置によって測定される入力信号の値とをプロットした図である。
【図１３】低次ＡＲＸモデルを使用して取得される推定入力信号／出力信号伝達関数をプロットしたグラフである。
【図１４】血圧測定装置によって検出される圧力と動脈血圧脈波とについて、圧力対時間の関係をプロットしたグラフである。
【図１５】未較正センサもしくはトランスデューサを較正する本発明方法の一例示的実施態様を説明するフローチャートである。
【図１６】図１５のフローチャートにおいて使用される較正済みセンサ装置がシステムに対して正しく較正されることを保障する方法の一例示的実施態様を説明するフローチャートである。
【図１７】生体における上腕動脈圧力に対して血圧測定用圧迫カフを較正し、かつ、その較正済み圧迫カフを使用して未較正の撓骨動脈血圧センサを較正する、本発明方法の一例示的実施態様を説明するフローチャートである。
【図１８】未較正センサもしくはトランスデューサを較正するために使用可能な本発明の一例示的システムを示すブロック図である。
【符号の説明】
１００：センサ較正システム
２００：較正済入力信号センサ
３００：未較正入力信号センサ

Claims (18)

1. 未較正のセンサを較正する方法であって、
   経時的に変化する物理現象を第１の位置において較正済みのセンサを用いて検出することにより、前記第１位置における前記経時変化物理現象の入力波形を決定する工程と、
   前記経時変化物理現象を第２の位置において前記未較正センサを用いて検出することにより、前記未較正センサに、前記第２位置における前記経時変化物理現象に対応する出力波形を出力させる工程と、
   前記入力波形および前記出力波形に基いて、前記出力波形を前記入力波形に関係付ける周波数領域伝達関数を決定する工程と、
   前記決定された周波数領域伝達関数に基いて、前記未較正センサの較正係数を決定する工程と、
   前記決定された較正係数と前記入力波形と前記出力波形とに基いて、前記未較正センサの較正定数を決定する工程とを含み、
   前記決定較正係数と前記決定較正定数とが、前記未較正センサを、前記第２位置における前記経時変化物理現象に対して較正する方法。
2. 前記経時変化物理現象が血圧である請求項１の方法。
3. 前記較正済みのセンサが較正済みのオシロメトリック式血圧モニタである請求項２の方法。
4. 前記未較正のセンサがトノメータである請求項２の方法。
5. 前記トノメータが電子圧平トノメータである請求項４の方法。
6. 前記較正済みのセンサが前記第１位置における前記経時変化物理現象に対して既知の周波数／振幅応答を有する、請求項１の方法。
7. 前記入力および出力波形に基いて前記周波数領域伝達関数を決定する工程が、前記入力および出力波形に基いて推定周波数領域伝達関数を決定する工程を含む請求項１の方法。
8. 前記決定周波数領域伝達関数に基いて前記未較正センサの前記較正係数を決定する工程が、
   前記入力波形を前記第２位置における前記経時変化物理現象の第２入力波形に関係付ける第２周波数領域伝達関数が決定可能な値を有する周波数における、前記推定周波数領域伝達関数の値を決定する工程と、
   前記周波数における前記推定周波数領域伝達関数の前記値と前記第２周波数領域伝達関数の前記決定可能な値とに基いて、前記較正係数を決定する工程とを含む請求項７の方法。
9. 前記周波数がゼロである請求項７の方法。
10. 前記第２周波数領域伝達関数が前記周波数がゼロの場合に１の値を有する請求項９の方法。
11. 更に、
    前記入力波形の平均値を決定する工程と、
    前記出力波形の平均値を決定する工程と
    を含み、
    前記未較正センサの較正定数を決定する工程が、前記較正係数と前記入力波形の前記平均値と前記出力波形の前記平均値とに基いて前記未較正センサの較正定数を決定する工程を含む、請求項１の方法。
12. 前記入力波形および前記出力波形に基いて前記出力波形を前記入力波形に関係付ける周波数領域伝達関数を決定する工程が、
    前記入力波形および前記出力波形の各々の少なくとも１つの全波形を取得する工程と、
    前記周波数領域伝達関数に対応し、かつ、複数のパラメータを有する、複素ｚ−領域における推定伝達関数を定義する工程と、
    前記推定ｚ−領域伝達関数を前記入力波形および前記出力波形の前記取得された少なくとも１つの全波形に適合させることにより、前記複数のパラメータのそれぞれの値を決定する工程と、
    前記適合させたｚ−領域伝達関数を前記周波数領域伝達関数に変換する工程と
    を含む請求項１の方法。
13. 更に、
    前記推定周波数領域伝達関数が決定可能な値を有する周波数を決定する工程と、
    前記決定された周波数を等価なｚ−領域値に変換する工程と
    を含む請求項１２の方法。
14. 更に、
    前記等価ｚ−領域値と、前記推定ｚ−領域伝達関数の前記複数のパラメータのそれぞれの前記決定された値とに基いて、前記較正係数を決定する工程
    を含む請求項１３の方法。
15. 前記推定ｚ−領域伝達関数を定義する工程が、次式の形式の推定ｚ−領域伝達関数の多項式分子と多項式分母とを定義する工程を含む請求項１２の方法。
    Ｈ_ＩＯ（ｚ）　＝　Σ　ｂ_ｎｚ　^{−（ｎ−１）}／（１＋Σ　ａ_ｎｚ　^−ｎ）
    但し、ｎ＝１〜Ｎ_ｂ
    前記多項式分子の次数は　（　Ｎ_ｂ−１）　であり、前記分母の次数は　Ｎ_ａであ　　　り、前記複数のパラメータは係数　ａ_ｎと　ｂ_ｎである。
16. さらに、前記第１位置における前記経時変化物理現象に対して第２の未較正のセンサを較正することによって前記較正済みセンサを取得し、その較正された第２未較正センサを前記較正済みセンサとして使用可能とする工程を含む請求項１の方法。
17. 前記第１位置における前記経時変化物理現象に対して前記第２未較正センサを較正する工程が、
    前記第１位置における前記経時変化物理現象の前記入力波形の、少なくとも第１の時間と第２の時間とにおけるそれぞれの値を取得する工程と、
    前記第１位置における前記経時変化物理現象に対応して前記第２未較正センサによって出力された第２出力波形の、少なくとも前記第１の時間と第２の時間とにおけるそれぞれの値を取得する工程と、
    前記入力波形の少なくとも前記第１および第２時間のそれぞれにおける前記取得された値と、前記第２出力波形の少なくとも前記第１および第２時間のそれぞれにおける前記取得された値とに基いて、前記第１位置における前記経時変化物理現象に対する前記第２未較正センサの第２較正係数を決定する工程と、
    前記決定された第２較正係数と前記入力波形と前記第２出力波形とに基いて、前記第２未較正センサの第２較正定数を決定する工程とを含み、
    前記決定第２較正係数と前記決定第２較正定数とが、前記第２未較正センサを、前記第１位置における前記経時変化物理現象に対して較正する、請求項１６の方法。
18. 電子圧平トノメータを較正する方法であって、
    上腕動脈の血圧を較正済みのオシロメトリック式血圧モニタを用いて測定することにより、較正済みのオシロメトリック血圧信号を発生させる工程と、
    撓骨動脈の血圧を未較正の電子圧平トノメータを用いて測定することにより、電圧信号を発生させる工程と、
    前記較正済みオシロメトリック血圧信号と、前記未較正電子圧平トノメータの前記電圧信号とに基いて、周波数領域圧力／電圧伝達関数を決定する工程と、
    前記周波数領域圧力／電圧伝達関数に基いて、前記未較正電子圧平トノメータの較正係数を決定する工程と、
    前記決定された較正係数と前記較正済みオシロメトリック血圧信号と前記電圧信号とに基いて、前記未較正電子圧平トノメータの較正定数を決定する工程とを含み、
    前記決定較正係数と前記決定較正定数とが、前記未較正電子圧平トノメータを、前記撓骨動脈血圧に対して較正する方法。

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