JP2011520502A

JP2011520502A - 血圧カフを使って得た中心圧力波形の推定方法

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Publication number: JP2011520502A
Application number: JP2011509431A
Authority: JP
Inventors: ロウエ，アンドリュー
Original assignee: パルスコーリミテッド
Priority date: 2008-05-15
Filing date: 2009-05-12
Publication date: 2011-07-21
Also published as: WO2009139646A1; EP2296539A4; EP2296539A1; US9414755B2; CN102026576A; US20090287097A1; EP2296539B1

Abstract

物理学を基礎とする数理モデルを用いて，上心臓収縮期カフを用いて測定した上腕圧力波形の測定から中心圧力波形を推定する。上記方法を，心臓カテーテル検査を受けている多数の患者において試験した。中心圧力の一致は１１ｍｍＨｇ以内であって，使用したオシロメーター装置といわゆる「黄金律」間の刊行された非侵襲性血圧の一致に匹敵する。また，非侵襲性血圧測定装置の性能に関する国際標準を凌駕する。本方法は，適応の簡単さ，高速計算及び予測の正確さを含む多数の長所がある。加えて，モデルパラメーターが物理的意味を有し，そのため個々の患者ごとに調整可能である。また，中心波形の正確な推定を，光プレスチモグラフィーを含む他の非侵襲性検知系を用いて連続測定できる（間欠的な校正を行う）。

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は，２００６年２月２１日出願の米国特許出願第１１／３５８，２８３号（米国特許公開第２００６／０２２４０７０号Ａ１，２００６年１０月５日公開），２００８年６月１３日出願の米国特許出願第１２／１５７，８５４号（米国特許公開第２００９／００１２４１１号Ａ１，２００９年１月８日公開），２００８年５月１５日出願の米国仮特許出願第６１／１２７，７３６号及び２００８年９月２４日出願の米国仮特許出願第６１／１９４，１９３号の優先権を主張する。本明細書中で開示し特許請求する本発明は，１９９９年６月２２日刊行の米国特許第５，９１３，８２６号，２００６年２月７日刊行の米国特許第６，９９４，６７５号並びに前記米国特許公開第２００６／０２２４０７０号Ａ１及び米国特許公開第２００９／００１２４１１号Ａ１中で開示された特定事項に関連し，これら全てを参照してここに援用する。

本発明は，上腕血圧カフからの上心臓収縮期波形測定方法に関する。測定及び演算した信号について直接的にかかる波形の分析及び解釈を行うことができる。上心臓収縮期波形が，血管作動剤の投与，生理学的接種，通常の老化過程及び病的状態で，大きくかつ予想通りに変化することを示す。

最近の論文は，心臓血管リスクの管理における中心血圧（波形及び心臓収縮期，心臓拡張期及び平均などの数値）の潜在的な重要性に着目している。このため，中心圧力を推定できることは有利である。

より詳細には，本発明は，調査する波形測定系及び動脈系の物理学を基礎とするモデリング方法に関する。オークランド工科大学バイオメディカル技術研究所のJoe El-Akloukによって構築されたこの種の早期モデルの一つは，管内の音響圧力波伝搬に基づくものであった。

El-Akloukの成果は，既知の材料特性，幾何学的配置，末端条件及び駆動入力が与えられた波の伝搬をシミュレーションするモデルの開発を含む。また，El-Akloukは外側から装着した膨張性カフへの動脈中の圧力振動の伝達も研究した。

より新しいモデルがBerend Westerhofら（Am J Physiol Heart Circ Physiol 292:800-807， 2007.）によって提案されており，抹消動脈が多いほど既知の末端インピーダンスを多く示すと仮定して，鎖骨下根部と非閉塞上腕動脈間の圧力移動を実験した。もう一つの最近の報文（J Appl Physiol 105:1858-1863， 2008）において，Westerhofらは，抹消循環における変化によって起こるインピーダンスにおける変化は，中心圧力予測に対して無視しうる影響しか及ぼさないことを示そうとした。Westerhofらは，抹消循環から上腕動脈を単離する上心臓収縮期カフの使用を考慮しなかった。

本発明の主な目的は，上心臓収縮期カフをつけ，逆算した上腕動脈をカフ−圧力モデルに使用することによって中心圧力波形の推定を向上することである。

本発明のより具体的な目的は，El-Aklouk及びWesterhofらによる理論的成果を逆算モデルの展開及び特には鎖骨下−上腕動脈分岐への適用を含めて拡張することである。この逆算モデルは，上心臓収縮期波形の測定からの駆動入力圧力（大動脈弓中で）の予測を可能にする。逆算モデル問題をコンピューター的に費用のかかる反復的数的な方法に逃げ込むことなく解決できることを見出した。閉鎖型式での表現を許容する仮定により解決策を導いた。モデルは物理的な意味をもつパラメーターのみを使用する。

本発明によるこのモデルを，Dr. WiI Harrisonの指揮するオークランド市立病院で心臓カテーテル検査を受けている患者の研究で収集された臨床データに適用した。モデルを検証する本研究の結果を下記に記す。

モデル展開
検討する動脈系において，圧力波は，左鎖骨下及び上腕動脈動脈によって囲まれた血量を通じて伝搬する。上腕末端で，上心臓収縮期血圧カフの装着によって，動脈を実質的に閉鎖する。

数個の仮定にそれらの正当性を添えて下記に示す。
・動脈は断面が円形である。このことが実質的に正しいことをＭＲＩ像が示す。
・動脈は並行に並んでいる。鎖骨下根部と上腕動脈間の直径変化は４００ｍｍの距離にわたって約１．５ミリメートルである。
・動脈円筒は薄壁，すなわち，壁厚が内径よりもずっと小さい。論文中に報告された動脈壁厚は直径の約１／５である。
・血流速度は音速よりずっと遅い。つまり，運動エネルギーから位置エネルギーへの転換は無視しうる。また，血流の粘弾性は無視できる。上心臓収縮期カフの条件下，結果としておこる動脈閉塞では，動脈内の血流は実質的にない。
・動脈部分内では分岐はない。左鎖骨下−上腕導管には実質的に分岐がない（ただし，数個の小枝がある。）。最も近い主な分岐は上腕動脈の橈骨及び尺骨動脈への分岐である。これは上心臓収縮期カフよりも遠位にある。
・動脈部分の末端条件はインピーダンスにおける急激な変化として記載できる。上心臓収縮期カフ下での閉鎖状態への移行が数ミリメートルの空間にわたり発生することを有限要素モデルは示す。同様に，鎖骨下根部は，直径がずっと大きい大動脈弓から急激に分岐する。
・動脈に沿って静水圧力差がない。非侵襲性測定は心臓とほぼ同じ高さのカフが好ましいと医療行為は助言する。それゆえ，この過程は有効である。

これら仮説の多くが他の測定方法では有効ではないことに留意する。特に，動脈ライン又はトノメーター法の使用では，インピーダンスの一定で急激な変化や血流がない仮定は許容されない。また，橈骨位置での測定では，検討する動脈系への大きな分岐，並びに更なる薄壁管仮定の譲歩を導入することになる。また，上記モデルは左腕に対して最も適切であることにも留意する。右鎖骨下動脈は大動脈から除去された一つの分岐生成である。

上記仮説を用いて，系内の圧力伝搬を一次元の音響波動方程式：

によって記載できることがわかる。
［式中，ｐ_tは音響圧力（周囲圧力からの局所的偏差）であり，ｃは音速であり，ｘは空間座標であり，ｔは時間である。］

［式中，Ｅは動脈壁材料の弾性率であり，ｈは壁厚であり，ｒは管径であり，ｐは血液比重である。］

動脈断面が一定であれば，音速は時間及び空間的に一定であり，一般解を下記式：

によって記載できる。
［式中，ｐ_p，ｐ_nはおのおの正及び負の進行圧力波を表わし，全圧力ｐ_tは二波成分の重ね合わせである。］

また，インピーダンスの変化（音速の変化を生じる）で，波の一部が反射され，波の一部（残部）が透過することが知られている。

この情報を用いて，動脈内の全圧力と閉塞部での全圧力間の下記相関式：

を図１に図示した系に関して記述できる。
［式中，添え字０，１及び２は，それぞれ鎖骨下動脈（源）の外側の動脈，鎖骨下動脈根部及び閉塞部直前での位置を表わす。因数ａはカフでの反射係数であり，物理的に０からの範囲に制限される。定数ｄｔは，鎖骨下根部からカフ閉塞部まで波が伝播するのにかかる時間である。］

上心臓収縮期測定に特異的な上記条件及び仮定のもと，理論的にはわずか二個のパラメーターａ及びｄｔを用いて，大動脈圧力波形を閉塞圧力から簡単に再構築できる。

測定モデル
数式はここまでは動脈内の圧力波伝搬の内側の物理のみを考慮した。しかしながら，本発明に係る検知系は非侵襲性であり，外側に装着した膨張性カフへの内部圧力振動の移動に依存する。

移動した圧力振動の振幅は多数の要員によって決定されることが文献で報告されているが，臨界パラメーターが壁内外圧差，すなわち，外側に装着したカフ圧力と内側の動脈圧力間の圧力差異であると思われる。この関連を図２に図示し，最大相対振幅が壁内外圧差ゼロで移動することを示す。絶対的な壁内外圧差が増加するにつれ，カフでは振動がより小さく観測される。上心臓収縮期測定での場合のようなほぼ一定のカフ圧力である場合，壁内外圧差が心臓周期にわたり変化することがわかる。

この情報により，オシロメーター波形を補償すれば動脈圧力を推定することができる。本明細書中に記載した手順は，関数の一例を示すが，唯一でもまして最善の補償方法でもない。

フィルタリング後の上心臓収縮期波形Ｐ_oscは，振幅が数ｍｍＨｇ未満のカフ圧力振動を表わす。この波形は，測定心臓収縮期圧力ＳＢＰ及び心臓拡張期圧力ＤＢＰをリスケーリングし，下記式：

により，ｐ_ssを生成する。

Ｐ_oscとカフ圧力ｐ_cuff間の差異を計算して壁内外圧差ｐ_tpとする。上心臓収縮期測定の場合において，カフ圧力をＳＢＰよりも数値２５ｍｍＨｇ高く仮定できる。

修正量ｐ_Δを壁内外圧差の関数として計算する。図２に示した関連と一致させるため，壁内外圧差ゼロで修正量をゼロとし，壁内外圧差が増大するにつれ，増加量を増やすべきである。これらの要求事項を下記形式の関数：

によって満足させることができる。
［式中，ｄはスケーリングファクターである。］

他の修正形態も使用できる。我々の分析から，修正した形態は，修正及び無修正波形を規格化する場合，その後，修正関数は０〜１の間で単調増加するが，図１２に示すように０〜１の圧力より比例的に大きくなるようにすべきであることがわかる。

この要求を満たす一つの関数は，下記式：

［式中，ｐ_SSnormは無修正規格化波形の値であり，ｐ_Corrは修正規格化波形の値であり，ｄは修正量を調整す調整パラメーターである。］である。

一旦修正量を計算すれば，推定動脈圧力ｐ_Artを下記式：

でリスケーリングできる。推定圧力波の例（ＳＢＰ＝１，ＤＢＰ＝０に規格化）を図３に示す。

血圧スケーリング
上記説明において，ｐ_Artは測定心臓収縮期及び心臓拡張期圧力をスケーリングする。実際，これは正しい処置ではないと理論は示唆する。実際に，動脈血圧は抹消循環からの波の反射によって生成する。しかしながら，上心臓収縮期測定により推定された動脈圧力はカフからの反射の関数である。したがって，上心臓収縮期カフを用いた動脈圧力は，上心臓収縮期カフなしの圧力よりも高くなりがちである。この場合の度合いは要員の数に依存しうる。このモデルにおいて，スケーリングは定数項ｃとして処理される。

Ｐ_t2は平均圧力に関する圧力摂動であり，ゲージ血圧ではないことに再度注意する。平均圧力は鎖骨下−上腕動脈の長さ方向に沿って変化しないと仮定は推論している。従って，大動脈血圧を下記式：

によって推定できる。

モデルの概要
まとめると，本発明は，モデルに基づき中心大動脈圧力（特には，左鎖骨下動脈への開口での）を予測する方法である。モデルへの入力は，上心臓収縮期，オシロメーター波形である。モデルは下記パラメーターを有する。
・ａ：カフでの反射係数の絶対値である。ａ∈（０〜１），
・ｄｔ：圧力波が鎖骨下根部から閉塞カフへ伝搬する時間（０秒より大きい），
・ｄ：壁内外カップリング修正のスケーリングファクター，
・ｃ：上心臓収縮期圧力波形のスケーリングファクターである。

本発明に係る動脈系のモデルを表わす図である。本発明に係るモデルの振動応答を示す図である。本発明に係るモデルにおける修正圧力波（上方線）及びもとの波（下方線）を示す時系列図である。オシロメーターで決定した上腕心臓収縮期血圧（ＳＢＰ）と，測定した大動脈ＳＢＰの比較を表わす。図４Ａはブランドアルトマン解析プロット図であり，図４ＢはＸ−Ｙプロット図である。オシロメーターで決定した上腕心臓拡張期血圧（ＤＢＰ）と，測定した大動脈ＤＢＰの比較を表わす。図５Ａはブランドアルトマン解析プロット図であり，図５ＢはＸ−Ｙプロット図である。上心臓収縮期的に測定した上腕増大係数（ＡＩ）と，侵襲的に測定したＡＩの相関を示す。本発明に係るモデルを用いた中心心臓収縮期血圧の推定及び測定した中心心臓収縮期血圧を表わす。図７Ａはブランドアルトマン解析チャート図であり，図７ＢはＸ−Ｙチャート図である。本発明に係るモデルを用いた中心心臓拡張期血圧の推定及び測定した中心心臓拡張期血圧を表わす。図８Ａはブランドアルトマン解析チャート図であり，図８ＢはＸ−Ｙチャート図である。本発明に係るモデルを用いた中央増大係数（ＡＩ）の予測及び測定した中央増大係数を示す。図９Ａはブランドアルトマン解析チャート図であり，図９ＢはＸ−Ｙチャート図である。モデルパラメーターの関数としての測定した及び予測した波形の一次微分間の相間を示す。測定（実線）及び予測（破線）した平均からの圧力偏差（図１１Ａ）及び圧力偏差の一次微分（図１１Ｂ）時系列図を示す。規格化した無修正カフ圧力波形と規格化した修正上腕動脈波形間の単調増加関係を示す。非侵襲的に中心圧力波形を校正する方法のフローチャートである。心音，ＥＣＧパルス，中心圧力及びカフ振動波形のタイミングを示す単一心駆出サイクルの時系列図である。

Dr.
WiI Harrisonの指揮するオークランド市立病院で心臓カテーテル検査を受けている患者の研究で収集された臨床データを本発明に係る理論及びモデルを実験的に検証するために使用した、

臨床的検証
オークランド市立病院の心臓治験研究所のDr. WiI Harrisonの指導のもと臨床的検証のためのデータを収集した。二十七名の患者を，既知の，重篤な動脈瘤，中等から重篤な不整脈又は異常性鎖骨下／上腕アナトミーの患者を除いた連続ケースから採用した。血圧カフを用いて上心臓収縮期，オシロメーター波形を非侵襲的に収集し，本発明に係るモデルを用いて分析した。

同時に，大動脈根部近傍のカテーテルチップでの十秒間の侵襲性圧力波形を収集した。非侵襲性血圧（ＮＩＢＰ）を，その内部の，ウェルチ・アレン社オシロメーターでのＮＩＢＰモジュールを用いるモニターで測定した。ＮＩＢＰを波形データの収集前に約三十秒で決定した。

採用した二十七名の患者から技術的困難性のため，第一回患者の二名の測定を取得できなかった。低品質のカテーテル追跡を更に二名の患者について記録した。さらに一名の患者のカテーテル追跡は今回の分析時には利用できなかった。残った二十二名の患者から，平均（ｓｄ）信号対雑音比ＳＮＲ１３．４（３．０６）ｄＢで波形測定を得た。これは非常に良好な信号品質を示す。

非侵襲性対侵襲性測定
参照する観点から，非侵襲性及び侵襲性測定から直接由来する統計量を比較した。
図４はオシロメーターでの心臓収縮期圧力及び測定した侵襲性心臓収縮期圧力間の一致及び相間を示す。ピアソン相関係数ｒは０．８８であった。
しかしながら，一致範囲は（一組の測定間の差異の標準偏差の二倍）は５．９±２４．２ｍｍＨｇである。このことは測定の約９５％がこれらの範囲内に正確にあることを意味する。臨床的には，かかる広範な一致範囲と大きなバイアスから，非侵襲性心臓収縮期圧力が中心心臓収縮期圧力の推定量としてはよくないことを示す。

心臓拡張期圧力の場合，図５に示すように，一致範囲はいくらかタイトであり，１０．７±１１．０ｍｍＨｇであるが，平均バイアスが大きい。相間は比較可能であり，ｒ＝０．８４である。
Ｒ６．５装置（ＡＩss）によって計算した上心臓収縮期増大係数と中心増大係数ＡＩ間の直接比較は，計算方法が異なるため正当ではない。しかしながら，実行した場合には，一致範囲が５７±９４％，ｒが０．５６と非常によくない。Ｘ−Ｙプロット図を図６に示す。

モデル予測対測定した侵襲測定値
上記モデルを臨床データに適用し，中心圧力予測のフィージビリティーを調査した。モデルパラメーターは，ａ＝０．７，ｃ＝１．２５，ｄｔ＝０．０４５秒及びｄ＝０．０４５に設定した。
図７に示すとおり，中心心臓収縮期圧力は非侵襲性圧力との直接比較よりもずっと良好な一致を示す。一致範囲は０．２±８．７ｍｍＨｇであり，相間係数ｒは０．９８である。これらの一致範囲は，使用したＮＩＢＰモジュールの正確さについてのウェルチ・アレン社が刊行した一致範囲が２±１１ｍｍＨｇであるという結果からみて，考慮に値する。
図８に示したように，心臓拡張期血圧についても同様の結果を得た。予測の一致範囲は−０．３±１０．６ｍｍＨｇである。比較すると，ウェルチ・アレン社の非侵襲性心臓拡張期圧力の一致範囲は−０．５±１１ｍｍＨｇである。
また，侵襲性及び予測した増大係数を比較した。関連チャート図を図９に示す。一致範囲は４．１±２４．６％であり，相間係数は０．５４である。

臨床研究の結果
本発明に係るモデル及び方法を用いる中心圧力の予測は，侵襲的に測定した実際の値とよく一致することが分かる。本発明に係る方法は中心波形パラメーター（心臓拡張期及び平均圧力など）を校正する必要がまったくない。文献におけるＮＩＢＰ推定の不正確さから見ると，中心圧力偏差は大きく改善できないと思われる。実際，上記血圧予測は，血圧装置の正確さの国際標準（しかしながら，この標準は中心圧力推定には厳密には適用しない）に苦もなく合格した。

本研究について下記のいくつかの方法論的な弱点がある。
・中心圧力を大動脈根部で測定したが，上記モデルは大動脈弓の頂部近傍に位置する左鎖骨下動脈の入口での圧力を予測する。
・一回のＮＩＢＰ決定を各患者に用いた。可変性を導入したアイディアから，多重連続測定又は侵襲測定によって得ることができる。
・モデルパラメーターをいくらか任意に決定した。独立した一連のデータから又は数理モデリングを通じてこれらを推定するのがよりよいアプローチであろう。
・二十二名の患者のうち七名に，測定した侵襲性波形上に議論の余地ある上行脚ノッチが同定された。このことから，モデル予測増大係数と測定増大係数間の一致におけるいくらかの可変性を説明できる。

理想的には，モデルへのパラメーターは個々の患者ごとの測定によって決定できる。ｄｔの場合，これは追加的な非侵襲性センサーを用いて比較的容易に決定でき，又はおそらく，年齢，身長，体重及び性別などの人口統計情報から推定できる。予測波形の偏差と測定波形の偏差間の相関分析から，この相間がパラメーターａよりもパラメーターｄｔにずっと敏感であることを示す。特定の患者に対してこのことを図１０に示したが，この外観の全体的形状は典型的なものである。
図１０に示した相間は波形の一次微分のためであることに留意する。予測及び測定波形間の相間は０．９７よりも大きかった。対応する時系列図を図１１に示す。

結論
本発明に係る方法は，有利には下記の工程：
・圧力波形の非侵襲性測定と，
・上心臓収縮期血圧カフの使用と，
・左上腕動脈からの血圧測定と，
・上記特定の数理モデルを含む。
従って，血圧カフを用いた抹消位置での圧力脈波信号の測定から中心動脈圧力及び圧力波形を推定する方法である。

本方法の基本的適用は，
・動脈部分における既知のインピーダンス末端条件の負担が，中心動脈を下流締め切りする。本例では，上心臓収縮期カフが閉塞を起こし，カフの抹消側の動脈部分を単離する。
・既知の末端条件と中心動脈間の動脈部分からの心拍同期信号の測定。
・心拍同期信号を抹消動脈根部での中心圧力と関連付ける数理モデルに基づく計算方法。
・数理モデルへのパラメーターの推定方法である。
これらは，前記測定データ，患者の特性（年齢，体重，身長など）及び／又は患者から取得した測定に基づいて推定できる。例えば，図１４に関して，
○ 心音センサーを，鎖骨下動脈内への圧力脈波の入力時間を推定するのに使用できる。カフ圧力波上で測定した心臓収縮期駆動周期が中央波形と同じであると仮定することで，圧力脈波の入力時間を，大動脈弁閉鎖に対応する心音時間からの心臓収縮期駆動周期を減算することによって推定する。
○ ＥＣＧのＲ波は，拍出量の駆出前の時間の一定の増加が起こり，それゆえに，中心圧力波の脚部の時間を推定できると仮定した。
○ 左頚動脈動脈を一回の上心臓収縮期カフ測定と同時に平圧する場合，平圧波の脚部の時間は，鎖骨下動脈内への圧力波の入力とほとんど同期しうる。
・測定波形から中心圧力を推定するための数理モデルの適用方法，である。

かくして，血圧カフを用いて得た中心圧力波形の新奇な推定方法を示し記載し，その方法は，探究したすべての目的及び長所をかなえる。しかしながら，本発明の多数の変化，変形，変更若しくは他の使用又は適用は，それらの好適な実施態様を開示する本明細書及び添付図面を考慮した後は，当業者に明白となる。本発明の要旨及び範囲から外れないかかる全ての変化，変形，変更若しくは他の使用又は適用は，特許請求の範囲によってのみ限定される本発明が包含すると考える。

例えば，本発明の追加的な態様として下記を含むことができる。
・推定中心波形を推定中心圧力ともう一つの心拍同期信号間の伝達関数を計算するのに使用できる。
・この第二信号（例えば，指の光プレスチモグラフ又はＰＰＧ）は，既知のインピーダンス末端条件の負担の有無によらず抹消動脈のもう一つの部分から測定できる。このようにして，ＰＰＧ信号を中心又は抹消圧力波形の連続的な推定に使用できる。平均を推定する中心圧力波形による再校正を，事前設定間隔で，臨床家による即時実施又は測定波形の特性が変化する場合に行うことができる。このアルゴリズムを図１３に示す。
・推定中心波形を，もう一つの心拍同期信号及び心拍出量を含む血流の特性を推定する更なる数理モデル又は伝達関数と共に使用することができる。

Claims

血圧カフ及びカフ圧力変換器を用いて患者の腕の上腕動脈から非侵襲的に得られた上心臓収縮期血圧波形の測定方法であって，
（ａ）上心臓収縮期圧力まで患者の腕に装着した血圧カフを膨張させる工程と，
（ｂ）少なくとも一回の心駆出サイクルを表わす前記上腕動脈に関連するカフ圧力波形の系列を計測する工程と，
（ｃ）心拍同期カフ圧力信号と前記カフ近傍の上腕圧力を関連付け，推定上腕圧力信号及び圧力波形を生成する数理モデルを用いて前記カフ圧力波形を分析する工程と，
（ｄ）前記推定上腕圧力信号と前記上腕動脈の根部での中心圧力を関連付け，推定中心動脈圧力及び圧力波形を生成する数理モデル，ここで，この数理モデルが前記カフでのインピーダンス関連及び実質的に鎖骨下根部での前記圧力波の相を，前記閉塞カフでの前記圧力波の相と関係付けるパラメーターからなる群から選択した物理的意味を有する少なくとも一種類のパラメーターを含む，を用いて前記推定上腕圧力波形を分析する工程と，
（ｅ）前記分析に基づいて出力を生成する工程とを含む方法。
前記推定上腕圧力信号の振幅が前記測定した心臓収縮期及び心臓拡張期圧力間の差異の比率であるように，前もって測定した心臓収縮期及び心臓拡張期圧力と比較して前記カフ圧力信号をスケーリングすることで，前記カフ圧力信号と前記カフ近傍の上腕圧力を関連付ける前記モデルを関連付ける請求項１に記載の方法。
前記心臓収縮期及び心臓拡張期血圧を上心臓収縮期圧力波形の測定前，測定中又は測定後に血圧カフを用いて測定する請求項２に記載の方法。
最小から最大推定上腕圧力まで単調に増加するが，最大及び最小推定上腕圧力間の圧力より比例的に大きい非線形関数によって最大及び最小推定上腕圧力間の推定上腕圧力を修正する修正工程を更に含む請求項２に記載の方法。
前記推定中心圧力が伝搬時間により時間的に前にシフトした前記推定上腕圧力の第一割合及び伝搬時間により時間的に後にシフトした前記推定上腕圧力の第二割合の合計であり，ここで，前記第一割合が前記反射係数から前記反射係数＋１の比率であり，前記第二割合が１から前記反射係数＋１の比率である，前記推定上腕圧力信号を抹消動脈の根部での中心圧力と関連付ける前記数理モデルが前記形で具体化する請求項１に記載の方法。
前記修正が，０〜１でスケールした場合に前記修正圧力推定を，０〜１にスケールした制御変数−１＋前記無修正圧力と０〜１でスケールした前記制御変数＋１＋前記無修正圧力との比率に等しくするような形で，ここで前記制御変数が非線形修正修正の量を制御する，具体化する請求項４に記載の方法。
前記カフでの前記反射係数が前もって定めた定数である請求項１に記載の方法。
前記カフでの前記反射係数を，上心臓収縮期カフの装着の結果としての動脈断面での推定変化に基づいて決定する請求項１に記載の方法。
前記反射係数の決定が，前記推定非閉塞動脈寸法，前記上心臓収縮期カフ圧力並びに前記測定した心臓収縮期及び心臓拡張期圧力間の前もって定めた関連に基づいく請求項８に記載の方法。
前記伝搬時間を前もって定めた定数とみなす請求項１に記載の方法。
前記伝搬時間を，性別，年齢，身長，上腕周長及び上腕増大係数からなる群から選択した患者の少なくとも一種類のパラメーターに対して前もって定めた関連を用いて作成した動脈長さ及び脈波伝播速度の推定によって，決定する請求項１に記載の方法。
前記上腕動脈での前記伝搬時間測定工程を更に含む請求項１に記載の方法。
前記伝搬時間が，推定上腕圧力パルスの脚部の出現と同期的に収集したＥＣＧ信号の先行するＲ波の出現間の時間的差異である請求項１２に記載の方法。
前記伝搬時間が，推定上腕圧力パルスの脚部の出現と同期的に収集した頚動脈トノメーター信号の脚部の出現間の時間的差異である請求項１２に記載の方法。
伝搬時間が，前記推定上腕圧力パルス中の前記重拍ノッチの出現と心音センサーから同期的に収集した大動脈弁閉鎖に対応する心音の時間の時間的差異である請求項１２に記載の方法。
前記分析の出力が中心心臓収縮期血圧である請求項１に記載の方法。
前記分析の出力が中心心臓拡張期血圧である請求項１に記載の方法。
前記分析の出力が中心心拍圧力である請求項１に記載の方法。
前記分析の出力が中心増大係数である請求項１に記載の方法。
前記分析の出力が中心圧力の経時変化の最大速度である請求項１に記載の方法。
前記分析の出力が中心心臓収縮期駆動周期である請求項１に記載の方法。
前記カフでの前記インピーダンスの関連が反射係数である請求項１に記載の方法。
前記カフでの前記インピーダンスの関連が周波数応答関数である請求項１に記載の方法。
前記カフでの前記インピーダンスの関連がデジタルフィルターである請求項１に記載の方法。
実質的に鎖骨下根部での前記圧力波の相を，前記閉塞カフでの前記圧力波の相に関連付ける前記パラメーターが，伝搬時間である請求項１に記載の方法。
実質的に鎖骨下根部での前記圧力波の相を，前記閉塞カフでの前記圧力波の相に関連付ける前記パラメーターが，周波数応答関数である請求項１に記載の方法。
実質的に鎖骨下根部での前記圧力波の相を，前記閉塞カフでの前記圧力波の相に関連付ける前記パラメーターが，デジタルフィルターである請求項１に記載の方法。
血圧カフ及びカフ圧力変換器を心臓同期心拍信号の第一非侵襲性センサー及び第二非侵襲性センサーとして使用する患者の腕内の上腕動脈からの中心血圧波形の非侵襲的連続測定方法であって，
（ａ）上心臓収縮期圧力まで患者の腕の血圧カフを膨張させる工程と，
（ｂ）少なくとも一回の心駆出サイクルを表わす前記上腕動脈に関連するカフ圧力波形の系列を計測する工程と，
（ｃ）心拍同期カフ圧力信号と前記カフ近傍の上腕圧力を関連付け，上腕圧力及び圧力波形を推定する数理モデルを用いて前記カフ圧力波形を分析する工程と，
（ｄ）前記推定上腕圧力信号と前記上腕動脈の根部での中心圧力を関連付け，推定中心動脈圧力及び圧力波形を生成する数理モデル，ここで，この数理モデルが前記カフでのインピーダンス関連及び実質的に鎖骨下根部での前記圧力波の相を，前記閉塞カフでの前記圧力波の相と関係付けるパラメーターからなる群から選択した物理的意味を有する少なくとも一種類のパラメーターを含む，を用いて前記推定上腕圧力波形を分析する工程と，
（ｅ）カフ圧力波形の前記第一系列と時間において合理的に対応する前記第二非侵襲性センサーからの心拍信号の第二系列を測定する工程と，
（ｆ）推定中心動脈圧力を前記心拍信号の第二系列に関連付ける数理的関連を計算する工程と，
（ｇ）下心臓拡張期圧力まで，前記血圧カフを収縮する工程と，
（ｈ）前記第二非侵襲性センサーからの心拍信号の第三系列を修正する工程と，
（ｉ）推定中心動脈圧力を，心拍信号の前記第二系列と前記第二非侵襲性センサーからの心拍信号の前記第三系列に関連付ける前記前もって計算した数理的関連を用いて前記中心動脈圧力を推定する工程を含む方法。
心臓同期心拍信号の前記第二非侵襲性センサーが光プレスチモグラフセンサーである請求項２８に記載の方法。
心臓同期心拍信号の前記第二非侵襲性センサーがトノメーターセンサーである請求項２８に記載の方法。
心臓同期心拍信号の前記第二非侵襲性センサーが前記患者のもう一つの腕に装着した血圧カフである請求項２８に記載の方法。
前記推定中心動脈圧力を，心拍信号の前記第二系列に関連付ける前記数理的関連が，伝達関数の形で具体化する請求項２８に記載の方法。
前記推定中心動脈圧力を，心拍信号の前記第二系列を関連付ける前記数理的関連が，デジタルフィルターの形で具体化する請求項２８に記載の方法。
前もって定めた基準に対照して前記第二非侵襲性センサーからの心拍信号の前記第三系列と前記第二非侵襲性センサーからの心拍信号の前記第二系列間の差異を比較する工程と，前記差異が前記基準を満たす場合，前記第二非侵襲性センサー信号と前記推定中心血圧間の関係を再校正するため，請求項２８に記載の方法に従ったもう一つの測定を実行する工程を更に含む請求項２８に記載の方法。