JP2013503668A - 動脈血圧を非侵襲的に測定する装置 - Google Patents

Abstract

人体または動物体の動脈血圧を非侵襲的に測定する装置（１０）であって、体の少なくとも１つの第１の部分で印加された交流電流により生じたアドミタンス信号（Ｙ（ｔ））を取り込む複数の電極対（２１、２２、２３）を有し、取り込まれたアドミタンス信号（Ｙ（ｔ））が信号成分である脈拍アドミタンス（Ｙ_P（ｔ））、呼吸アドミタンス（Ｙ_B（ｔ））、および基底アドミタンス（Ｙ₀（ｔ））からなる複合信号に対応する、少なくとも１つの生体インピーダンス計測装置（２０）と、血圧を非侵襲的に計測する少なくとも１つの装置（３０）とを備える装置において、体の少なくとも１つの第１の部分に互いに離れて配置されたいくつかの電極対（２１、２２、２３）から生体インピーダンス計測装置（２０）によって得られたアドミタンス計測信号（Ｙ（ｔ））から、少なくとも信号成分である脈拍アドミタンス（Ｙ_P（ｔ））を分離し、倍率（ｋ）を決定するために血圧計測装置から得られた、好ましくは第１の部分から離れて位置する体の第２の部分の圧信号（Ｐ_P（ｔ））から、動脈血圧（Ｐ_C（ｔ））を測定する、装置（１０）の処理部（４０）を特徴とし、生体インピーダンス計測装置（２０）による計測が、毎回、体の異なる部位に配置された電極対を用いて、および／またはそれぞれ異なる計測周波数で、複数回行われる装置である。

Description

本発明は、人体または動物体の動脈血圧を非侵襲的に測定する装置に関し、この装置は、体の少なくとも１つの第１の部分で印加された交流電流により生じたアドミタンス計測信号を取り込む複数の電極対を有し、取り込まれたアドミタンス計測信号が信号成分である脈拍アドミタンス、呼吸アドミタンス、および基底アドミタンスからなる複合信号に対応する、少なくとも１つの生体インピーダンス計測装置と、血圧を非侵襲的に計測する少なくとも１つの装置とを備える。

インピーダンス心拍記録法は、心臓のいくつかの血行動態パラメータおよび一回拍出量または単位時間当たりの心拍出量（heart-time-volume）の非侵襲的な、つまり非観血的な計測にしばらくの間うまく用いられてきた。これらのパラメータは、集中治療における患者監視に決定的な役割を果たすものである。

カテーテルを留置しなければならない侵襲的な方法とは対照的に、インピーダンス心拍記録法では心臓周期中の胸郭の抵抗の変動を利用する。このため、一定の小さな計測電流を体内に流し、電圧の変化によってインピーダンスの変化を測定する。そしてこの曲線から上記の血行動態パラメータを測定し得る。一般に、インピーダンス心拍記録法は、侵襲的な標準的方法と良い相関を示すが、非侵襲的なので合併症がより少ない。インピーダンス心拍記録法は、一回拍出量の拍動ごとの計測という点においても有利である。このようにして、患者の経過をリアルタイムで評価、監視し得る。

インピーダンス心拍記録法を用いて一回拍出量（stroke volume、ＳＶ）を測定する際は、簡易幾何モデルを用いて胸郭の電場を表すが、これのみが実際の状態をよく近似する。

心臓周期の間、大動脈内の圧力は増加する。大動脈壁の弾性により大動脈の直径も増加し、このため胸郭のインピーダンスが減少する。この、心臓拍動ごとの胸郭のインピーダンスの変化と中心動脈圧との関係は従来、血圧の計測に用いられていなかった。

血圧の計測では、技術的方法を用いて血管内の圧力が測定される。動脈圧の計測と静脈圧の計測、そして肺動脈（肺動脈圧）における計測と肺毛細管部（肺毛細管圧）における計測の区別がある。これらの方法のうちのほとんどは、特別な手順の検査を必要とし、通常の業務からある程度離れて行われる特別な手順であるが、動脈圧の計測は、容易に実施できるため、医療の日常業務において重要な役割を果たす。

血管内の圧力センサを用いた直接的で侵襲的な圧力計測と、四肢のカフを用いて行われる間接的で非侵襲的な計測との区別がある。

直接的で侵襲的な計測（しばしば「ＩＢＰ」、侵襲的血圧（invasive blood pressure）と略される）においては、例えば末梢動脈などの血管、最も頻繁には橈骨動脈を穿刺し、圧力センサを導入して、それを用いて圧力履歴をモニタに表示する場合がある。この測定は精度が良く、連続監視という利点があり、さらに装置は、動脈圧を計測しながら脈拍数および平均動脈圧を測定する。この方法は侵襲的であり、出血、感染、および神経損傷のリスクを伴うので、主に手術中および集中治療室において麻酔科医が監視に用いる。侵襲的な圧計測を用いれば、（上大静脈の）中心静脈圧および（肺動脈の）肺動脈圧を計測することもできる。

間接的で非侵襲的な動脈圧計測においては、四肢、通常は腕で、血圧計測装置を用いて動脈圧を計測する。この種の計測は直接的な方法ほどは精度が良くないが、その実施が単純で速く、無傷、かつ安価なため、大半の医療現場において選択される方法となっている。手動計測と、デジタル血圧計測装置を用いた自動計測との区別がある。従って、カフを心臓の高さに位置させることが重要であり、特に手首式の装置を用いる時にはこれに注意しなければならない。手動計測は、聴診、触診、および振動により行うことが可能である。そして、各方法の値はわずかに異なる。

聴診による計測では、上腕の適切な幅の圧力カフを、予想される動脈圧より高圧に膨らませる。ゆっくりすぼませると、腕の動脈にあてた聴診器によりコロトコフ音の出現、そして消失が聞こえるはずである。音が聞こえ始める時に計測装置の目盛りで読み取れる圧が、上の収縮期動脈圧の値に相当する。つまり、収縮期圧はこの時点においてカフの圧力より大きい。そして適切な速度でさらに圧を減らす。カフ圧が最小動脈圧値を下回ると音がなくなる。この値は拡張期圧と呼ばれ、いわゆる下の値として知られている。聴診による計測は、非侵襲的な計測方法の標準手順である。

触診による計測においても、上腕に圧力カフを当てる。そして、圧力を下げた時に橈骨動脈で脈拍を感じ取る。脈拍を最初に感じ取る時に計測装置の目盛りで読み取れる圧が、上の収縮期動脈圧の値に相当する。拡張期圧はこのやり方では測定できない。この方法は、騒音環境、特に救急サービスに好適である。

振動による計測は、他の２つの方法と同様に行うが、上および下の値は、血管壁から圧力カフへの振動の伝達を示す、脈拍に同期した指標のふれの振幅の推移により、計測装置において推定する。手動計測では、いくぶん精度の低い結果しか得られないことがある。しかしながら、この計測原理は、例えば外科手術後に回復室において、計測機での連続監視に高い信頼性で用いられる。こうした計測機が、侵襲的な動脈圧計測に代わって、数分おきに患者の動脈圧を計測するのである。また、振動計測法は、今やかなり一般的な手首式計測装置でも用いられる。

しかし、上腕の圧力カフを用いるこの計測方法の欠点は、計測間隔の最短限度が数分で、特に集中治療医学の場合には長すぎる場合があるということと、この血圧計測では拍動ごとの信号が得られないということである。特に、血圧が低すぎる段階である低血圧症クリーゼを見分けるのが間に合わないと、術後死亡リスクがかなり高まる恐れがある。この理由から、血圧降下を遅滞なく見分けられる非侵襲的な連続血圧計測が特に望まれる。

このような訳で、本発明は、動脈血圧の非侵襲的な測定の現状技術で知られる欠点を防ぐことを目的とし、またこのために、請求項１のプリアンブルに従い請求項１の特徴部の特徴をもって具現される装置を提供することを目的とする。
従属請求項は、本発明の特に有利な実施の形態に関する。

本発明による、人体または動物体の動脈血圧を非侵襲的に測定する装置は、好ましくは、体の少なくとも１つの第１の部分で印加された交流電流により生じたアドミタンス計測信号を取り込む複数の電極対を有し、取り込まれたアドミタンス計測信号が信号成分である脈拍アドミタンス、呼吸アドミタンス、および基底アドミタンスからなる複合信号に対応する、少なくとも１つの生体インピーダンス計測装置と、血圧を非侵襲的に計測する少なくとも１つの装置とを備える装置であって、体の少なくとも１つの第１の部分に互いに離れて配置されたいくつかの電極対から生体インピーダンス計測装置によって得られたアドミタンス計測信号から、少なくとも信号成分である脈拍アドミタンスを分離し、倍率を決定するために血圧計測装置から得られた、好ましくは第１の部分から離れて位置する体の第２の部分の圧信号から、動脈血圧を測定する、装置の処理部を特徴とし、生体インピーダンス計測装置による計測が、毎回、異なる部位に配置された電極対を用いて、および／またはそれぞれ異なる計測周波数で、複数回行われる装置である。

標準的には、インピーダンス心拍記録法を用いてアドミタンスを計測するのに、いわゆる４線式計測ユニットを用いる。その際は、一定の小さな計測電流を体内に導入する少なくとも１組の第１の電極対と、電圧の変化を検知する少なくとも１組のさらなる第２の電極対とを設ける。例えば帯状の電極を用いるが、第１の帯状電極に電流を印加し、少なくとも１つの第２の帯状電極で電圧を計測する。第１の電極帯は、例えば人体では頸部に付着させ、少なくとも２つのさらなる電極帯は、電気的に並列に接続してから、胸骨とほぼ同じ高さで胸郭側方に取り付ける。

また、アイントホーフェンによる電極の配置も、本発明による装置を用いてアドミタンスを計測するのに特に好適である。この電極配置は心電図（electrocardiogram、ＥＣＧ）の測定に通常用いられており、従って医療従事者によく知られているからである。さらに、アイントホーフェンによる配置によれば、信号成分である脈拍アドミタンスおよび発汗アドミタンスを別々に取り込むのが容易になる。

生物組織のインピーダンスまたはアドミタンスのそれぞれの推移は、それぞれに特徴的であり周波数に依存するものである。インピーダンスの推移は、例えば肺組織と血液とで異なる。いくつかの電極対を好適に配置して、または異なる計測周波数での複数回の計測により、呼吸アドミタンス（このためには電極をできるだけ肺の近くに配置する）と脈拍アドミタンス（電極をできるだけ心臓の近くに配置する）の成分を分離するために、この条件を用いてよい。

本発明による装置の有用な実施の形態では、処理部が、以下の手法、すなわち
−いくつかのアドミタンス計測信号を、異なる体の部位で、および／または異なる計測周波数で計測し、
−アドミタンス計測信号を高域通過フィルタで処理することにより、基底アドミタンスの低周波数成分が分離されて、フィルタ処理されたアドミタンス信号が得られるようにし、
−フィルタ処理されたアドミタンス信号に関する脈拍アドミタンスおよび呼吸アドミタンスの比例係数を考慮して、混合式を設定し、
−混合式から比例係数ならびに信号源信号成分である脈拍アドミタンスおよび呼吸アドミタンスを決定するために信号源分離アルゴリズムを用い、
−基準圧信号として圧信号を計測し、
−脈拍アドミタンスが、基準圧信号として計測された圧信号と一致するように、倍率およびオフセット値を決定し、
−基準計測の終了後に、オフセット値と、倍率と脈拍アドミタンスとの積との和を用いて動脈血圧を連続的に測定する、
という手法に従って、アドミタンス計測信号および圧信号から動脈血圧を測定する。

特に、基準信号としての、例えば上腕計測の圧信号の測定は、本発明による装置で用いられると、従来の上腕圧力計測に対して相当有利である。従来の上腕圧力計測には通常、少なくとも３０秒かかる。この間に、計測の初めに高いカフ圧で収縮期圧値が測定され、計測の終わりに低いカフ圧で拡張期圧値が測定される。しかし、この時間内に血圧が生理学的に著しく変化する場合があり、従来の上腕圧力計測ではこれを検出できない。

ところが、脈拍アドミタンスを使用すれば、本発明による装置を用いる時には、起こり得る血圧変化を常に相対的に測定できて有利であるし、これを、例えば振動による圧力計測に統合してもよい。

本発明の別の有利な実施の形態は、処理部が、以下の手法、すなわち
−アドミタンス計測信号を高域通過フィルタで処理することにより、低周波数成分が分離されて、フィルタ処理されたアドミタンス信号が得られるようにし、
−圧信号を高域通過フィルタで処理することにより、フィルタ処理された圧信号が得られるようにし、
−フィルタ処理された圧信号からフィルタ処理されたアドミタンスへの伝達関数を決定するために適応フィルタを用い、
−外挿伝達関数を決定するために伝達アルゴリズムを用い、
−フィルタ処理された伝達関数と倍率の積との間の誤差が、外挿伝達関数により高周波数計測範囲において最小化されるよう、例えば最小二乗誤差法に従って、用いられる伝達関数のパラメータベクトルと倍率とを決定するために、最適化アルゴリズムを用い、
−倍率の積を外挿伝達関数および圧信号とともに用いて脈拍アドミタンスを決定し、
−外挿伝達関数および圧信号を用いて動脈血圧を測定する、
という手法に従って、体の少なくとも１つの第１の部分で生体インピーダンス計測装置によって得られたアドミタンス計測信号から、体内の圧力波の伝達を模擬する伝達アルゴリズムを用いて、少なくとも各信号成分である脈拍アドミタンスを分離する装置で構成される。

低周波数成分をフィルタ処理することにより、特に基底アドミタンスの成分、つまり体の周辺組織の成分が分離される。伝達関数は、フィルタ処理された圧信号とフィルタ処理されたアドミタンスとの関数的関連付けとして適応フィルタを用いて決定されるが、入力信号および出力信号それぞれを十分効率的に取り込める周波数範囲でだけ信頼性の高い推定ができる。これは低周波数計測領域には当てはまらない。このため、全周波数範囲に外挿されたさらなる伝達関数を決定しなければならず、次にこの伝達関数が、フィルタ処理されていない計測圧信号に対して適用され、このようにして脈拍アドミタンスの推定値を与える。

好適なアルゴリズムを用いることにより、動脈血圧の測定が、拍動ごとの測定としてリアルタイムで行われる。

本発明による装置にとって好適なことには、伝達アルゴリズムとして伝送線路モデルが有効であり、伝送線路モデルにおいては、パラメータベクトルが、流れ抵抗パラメータ、加速に対する血液塊の抵抗パラメータ、動脈壁の弾性パラメータ、および有孔度パラメータを含む。

伝送線路モデルは本来、線路中の電磁波の伝送を記述するものである。生物物理学的仮定を立てることにより、このモデルで弾性血管内の容積脈拍および圧脈拍の伝送も記述できる。伝送線路モデルの構成は、連続して配置された無限小の同じ区間からなり、これらの区間はそれぞれ、パラメータベクトルのパラメータによって記述される。パラメータベクトルが決まり、従って伝達アルゴリズムが伝送線路モデルの形で分かると、このモデルを用いて全伝送線路に沿った動脈血圧を測定できて有利である。例えば、中心血圧および末梢血圧を指で計測すれば、上腕における上腕血圧も測定可能である。

計算された圧信号と実際に計測された圧信号との比較により、既知の伝達アルゴリズムにおいて伝送線路モデルを用いて中心血圧信号、橈骨血圧信号、および末梢（上腕）血圧信号の校正を改善できてさらに有利である。故に、担当の医師は、本発明による装置からこれらの圧信号を希望通りに得ることができる。

本発明による装置の実施の形態では、非侵襲的血圧計測が不連続的に行われて有利である。

血圧計測装置は、例えば、体の四肢に当てる圧力カフを備える。この目的には通常、上腕が用いられる。

本装置の変形実施形態では、非侵襲的血圧計測が連続的に行われて特に有用である。

このような訳で、本血圧計測装置は、例えば、連続的な圧計測のための指カフを備える。有利なことに、連続的に計測された現在の血圧信号が外科手術中にも提供され、指カフを用いた血圧の計測の場合、上腕での圧計測が省略され得る。

本発明のさらなる特徴は、図面を参照した、例示的な実施の形態についての以下の説明から明らかになる。

本発明による装置１０を模式的に単純化された形で示す図 信号成分である脈拍アドミタンスＹ_P（ｆ）、呼吸アドミタンスＹ_B（ｆ）、および基底アドミタンスＹ₀（ｆ）の、複合信号である計測可能なアドミタンスＹ（ｆ）への重なりを、図の形の模式的な説明図 指カフを有する圧計測装置３１の圧信号Ｐ_P（ｔ）および上腕カフを有する圧計測装置３２の圧信号Ｐ_M（ｔ）という２つの重なった末梢圧信号を示す図 模式的に単純化された、本発明による装置１０を示す図 伝達アルゴリズムを用いて動脈血圧Ｐ_C（ｔ）を測定する単純化された概念的手法を模式的な説明図 伝達アルゴリズムとしての伝送線路モデルの置換回路を模式的に示す図

図１は、本発明による装置１０を模式的に単純化された形で示す図であり、装置１０は、生体インピーダンス計測装置２０を有し、生体インピーダンス計測装置２０は、図示しない人体の少なくとも１つの第１の部分で印加された交流電流により生じたアドミタンス信号Ｙ（ｔ）を取り込む複数の電極対２１、２２、２３を有し、取り込まれたアドミタンス信号Ｙ（ｔ）は、胸郭で得られた場合には、信号成分である脈拍アドミタンスＹ_P（ｔ）、呼吸アドミタンスＹ_B（ｔ）、および基底アドミタンスＹ₀（ｔ）からなる複合信号に対応する。装置１０は、血圧を非侵襲的に計測する装置３０をさらに備え、装置３０には、指において末梢脈拍Ｐ_P（ｔ）を取り込む指カフ圧計測装置３１と、検査対象の人体の上腕において、末梢脈拍Ｐ_P（ｔ）の、収縮期または拡張期それぞれの値の対を取り込む上腕カフを有する圧計測装置３２とが設けられている。

装置１０の処理部４０は、体の少なくとも１つの第１の部分に互いに離れて配置されたいくつかの電極対２１、２２、２３から生体インピーダンス計測装置２０によって得られたアドミタンス計測信号Ｙ（ｔ）から、少なくとも信号成分である脈拍アドミタンスＹ_P（ｔ）を分離する。さらに、血圧計測装置３０から得られた、好ましくは第１の部分から離れて位置する体の第２の部分の圧信号Ｐ_P（ｔ）から、倍率（ｋ）を決定する。そして、脈拍アドミタンスＹ_P（ｔ）に基づいて動脈血圧Ｐ_C（ｔ）を測定する。

本発明による装置１０は、原理的には、人および動物の動脈血圧Ｐ_C（ｔ）の測定に好適である。装置１０は、電極を適切に選択することにより、例えば脚において、局所的な血圧の測定にさらに用いられてもよい。

図２は、信号成分である脈拍アドミタンスＹ_P（ｆ）、呼吸アドミタンスＹ_B（ｆ）、および基底アドミタンスＹ₀（ｆ）の、複合信号である計測可能なアドミタンスＹ（ｆ）への重なりを、図の形の模式的な説明図で示すものであり、いずれも図の横座標にとった周波数ｆの関数として示してある。ここでは、振幅Ａを縦座標の値にとってある。基底アドミタンスＹ₀（ｆ）は、体内組織によって本質的に条件付けられるものであり、低周波数の基本成分に高振幅で対応する。これに呼吸アドミタンスＹ_B（ｆ）が中域の周波数まで重なり、さらに脈拍アドミタンスＹ_P（ｆ）が高周波数まで重なる。

図３は、指カフを有する圧計測装置３１の圧信号Ｐ_P（ｔ）および上腕カフを有する圧計測装置３２の圧信号Ｐ_M（ｔ）という２つの重なった末梢圧信号を図の形で示すものである。圧信号Ｐ_P（ｔ）またはＰ_M（ｔ）はそれぞれ同じ腕で取り込んである。図では、計測継続時間ｔ（秒ｓで表示）を横座標に、血圧（ｍｍＨｇで表示）を縦座標にとっている。驚くことに、圧計測装置３１の連続信号であるＰ_P（ｔ）が、上腕カフを有する圧計測装置３２によって計測中にゆがめられている。本発明による装置は、上腕カフを有する圧計測装置３２のこの欠点を克服する。なぜならば、本発明による装置によって、動脈血圧が妨害なく測定されるからである。

図４は、模式的に単純化された、本発明による装置１０を示す図であり、装置１０は、図示しない人体の少なくとも１つの第１の部分で印加された交流電流により生じたアドミタンス計測信号Ｙ₁（ｔ）およびＹ₂（ｔ）を取り込む複数の電極対２１、２２、２３を有する生体インピーダンス計測装置２０を有する。アドミタンス信号Ｙ₁（ｔ）およびＹ₂（ｔ）は、異なる計測周波数で得られたものであり、取り込まれたアドミタンス計測信号Ｙ（ｔ）はそれぞれ、胸郭で得られた場合には、信号成分である脈拍アドミタンスＹ_P（ｔ）、呼吸アドミタンスＹ_B（ｔ）、および基底アドミタンスＹ₀（ｔ）からなる複合信号に対応する。

装置１０は、血圧を非侵襲的に計測する装置３０をさらに備え、装置３０には、指において末梢脈拍Ｐ_P（ｔ）を取り込む指カフ圧計測装置３１と、検査対象の人体の上腕において、末梢脈拍Ｐ_P（ｔ）を取り込む上腕カフを有する圧計測装置３２とが設けられている。装置１０は、例えば、圧計測装置３１または圧計測装置３２のいずれかの圧計測装置だけを有していれば十分である。

いくつかのアドミタンス計測信号Ｙ₁（ｔ）またはＹ₂（ｔ）をそれぞれ高域通過フィルタで処理することにより、基底アドミタンスＹ_1,0（ｔ）またはＹ_2,0（ｔ）それぞれの低周波数成分が分離されて、処理部４０によりフィルタ処理されたアドミタンス信号Ｙ_1,HP（ｔ）またはＹ_2,HP（ｔ）がそれぞれ得られるようにする。処理部４０は、フィルタ処理されたアドミタンス信号に関する脈拍アドミタンスＹ_P（ｔ）および呼吸アドミタンスＹ_B（ｔ）の比例係数を考慮して、混合式
Ｙ_1,HP（ｔ）＝ｋ_1,1・Ｙ_B（ｔ）＋ｋ_1,2・Ｙ_P（ｔ）、または
Ｙ_2,HP（ｔ）＝ｋ_2,1・Ｙ_B（ｔ）＋ｋ_2,2・Ｙ_P（ｔ）
をそれぞれ設定する。

そして、処理部４０は、信号源分離アルゴリズムを用いて、混合式から比例係数ｋ_1,1、ｋ_1,2、ｋ_2,1、ｋ_2,2ならびに信号源信号成分である脈拍アドミタンスＹ_P（ｔ）および呼吸アドミタンスＹ_B（ｔ）を決定する。

さらに、圧信号Ｐ_1,P（ｔ）およびＰ_2,P（ｔ）を血圧計測装置３０によって取り込み、さらに基準圧信号として処理部４０に送信する。上腕カフを有する圧計測装置３２を用いる場合、圧信号Ｐ_1,P（ｔ）およびＰ_2,P（ｔ）は、例えば収縮期血圧および拡張期血圧からなる対応付けられた変量対に相当する。次に、処理部４０は、脈拍アドミタンスＹ_P（ｔ）が、基準圧信号として計測された圧信号Ｐ_1,P（ｔ）およびＰ_2,P（ｔ）と一致するように、倍率ｋおよびオフセット値ｄを決定する。各計算変数間の関係は、例えばそれぞれ以下のようになる。
Ｐ_1,P（ｔ）＝ｋ・Ｙ_P,Sys＋ｄ、または
Ｐ_2,P（ｔ）＝ｋ・Ｙ_P,Dia＋ｄ

基準計測の終了後に、装置１０の処理部４０が式Ｐ_C（ｔ）＝ｋ・Ｙ_P（ｔ）＋ｄに従い倍率ｋおよびオフセット値ｄを連続的に用いることにより、動脈血圧Ｐ_C（ｔ）を連続的に測定する。

図５は、伝達アルゴリズムを用いて動脈血圧Ｐ_C（ｔ）を測定する単純化された概念的手法を模式的な説明図で示すものである。

本発明による装置の生体インピーダンス計測装置は、アドミタンス計測信号Ｙ（ｔ）を取り込み、続いてアドミタンス計測信号Ｙ（ｔ）を高域通過フィルタ１００で処理して、低周波数信号成分が分離され、フィルタ処理されたアドミタンス信号Ｙ_HP（ｔ）が得られるようにする。計測される末梢圧信号Ｐ_P（ｔ）は、測定対象であるそれぞれの中心動脈圧信号Ｐ_C（ｔ）に追随するので、計測されたアドミタンス信号Ｙ（ｔ）、または対応する信号であるフィルタ処理されたアドミタンスＹ_HP（ｔ）の伝達を時間的に遅延させ、それにより伝達アルゴリズムの時間的な相関を与える必要がある。このため、遅延線１２０を設けて、これによりアドミタンス信号Ｙ_HP（ｔ）を基準として遅延させた、フィルタ処理されたアドミタンス信号Ｙ_HP（ｔ’）を適応フィルタ２００に伝達する。従って、時点ｔ’は時点ｔを基準としてわずかに遅延している。

続いて、本装置の血圧計測装置によって取り込まれた圧信号Ｐ_P（ｔ）もまた、高域通過フィルタ１００で処理し、それにより、フィルタ処理された圧信号Ｐ_P,HP（ｔ）を得る。フィルタ処理された圧信号Ｐ_P,HP（ｔ）からフィルタ処理されたアドミタンスＹ_HP（ｊω）への伝達関数Ｈ₁（ｊω）を決定するために、適応フィルタ２００を用いる。

さらに、外挿伝達関数Ｈ₂（ｊω，θ）を決定するために伝達アルゴリズム３００を用いる。このため、フィルタ処理された伝達関数Ｈ₁（ｊω）と倍率ｋの積との間の誤差が、外挿伝達関数Ｈ₂（ｊω，θ）により高周波数計測範囲において最小化されるよう、例えば最小二乗誤差法に従って、用いられる伝達関数３００のパラメータベクトルθと倍率ｋとを決定するために、最適化アルゴリズム４００を用いる。

外挿伝達関数Ｈ₂（ｊω，θ）および圧信号Ｐ_P（ｔ）を用いて動脈血圧Ｐ_C（ｔ）を測定する。呼吸アドミタンスＹ_B（ｔ）の分を復元するための脈拍アドミタンスＹ_P（ｔ）は、倍率ｋの積を外挿伝達関数Ｈ₂（ｊω，θ）および圧信号Ｐ_P（ｔ）とともに用いて得られる。

図６は、伝達アルゴリズムとしての伝送線路モデルの置換回路を模式的に示す図である。モデルのパラメータベクトル（θ）は、流れ抵抗パラメータ（Ｒ）、加速に対する血液塊の抵抗パラメータ（Ｌ）、弾性パラメータ（Ｃ）、および有孔度パラメータ（Ｇ）を含む。

Claims (6)

1. 人体または動物体の動脈血圧を非侵襲的に測定する装置（１０）であって、
   前記体の少なくとも１つの第１の部分で印加された交流電流により生じたアドミタンス信号（Ｙ（ｔ））を取り込む複数の電極対（２１、２２、２３）を有し、前記取り込まれたアドミタンス信号（Ｙ（ｔ））が信号成分である脈拍アドミタンス（Ｙ_P（ｔ））、呼吸アドミタンス（Ｙ_B（ｔ））、および基底アドミタンス（Ｙ₀（ｔ））からなる複合信号に対応する、少なくとも１つの生体インピーダンス計測装置（２０）と、
   前記血圧を非侵襲的に計測する少なくとも１つの装置（３０）と、
   を備える装置において、
   前記体の少なくとも１つの第１の部分に互いに離れて配置されたいくつかの電極対（２１、２２、２３）から前記生体インピーダンス計測装置（２０）によって得られた前記アドミタンス計測信号（Ｙ（ｔ））から、少なくとも信号成分である前記脈拍アドミタンス（Ｙ_P（ｔ））を分離し、倍率（ｋ）を決定するために前記血圧計測装置から得られた、好ましくは前記第１の部分から離れて位置する前記体の第２の部分の圧信号（Ｐ_P（ｔ））から、前記動脈血圧（Ｐ_C（ｔ））を測定する、装置（１０）の処理部（４０）を特徴とし、
   前記生体インピーダンス計測装置（２０）による計測が、毎回、前記体の異なる部位に配置された電極対を用いて、および／またはそれぞれ異なる計測周波数で、複数回行われる装置。
2. 前記処理部（４０）が、以下の手法、すなわち
   −いくつかのアドミタンス計測信号（Ｙ₁（ｔ）、Ｙ₂（ｔ））を、異なる体の部位で、および／または異なる計測周波数で計測し、
   −前記アドミタンス計測信号（Ｙ₁（ｔ）、Ｙ₂（ｔ））を高域通過フィルタ（１００）で処理することにより、基底アドミタンス（Ｙ_1,0（ｔ）、Ｙ_2,0（ｔ））の低周波数成分が分離されて、フィルタ処理されたアドミタンス信号（Ｙ_1,HP（ｔ）、Ｙ_2,HP（ｔ））が得られるようにし、
   −前記フィルタ処理されたアドミタンス信号に関する前記脈拍アドミタンス（Ｙ_P（ｔ））および前記呼吸アドミタンス（Ｙ_B（ｔ））の比例係数を考慮して、混合式
   Ｙ_1,HP（ｔ）＝ｋ_1,1・Ｙ_B（ｔ）＋ｋ_1,2・Ｙ_P（ｔ）
   Ｙ_2,HP（ｔ）＝ｋ_2,1・Ｙ_B（ｔ）＋ｋ_2,2・Ｙ_P（ｔ）
   を設定し、
   −前記混合式から前記比例係数（ｋ_1,1、ｋ_1,2、ｋ_2,1、ｋ_2,2）ならびに信号源信号成分である前記脈拍アドミタンス（Ｙ_P（ｔ））および前記呼吸アドミタンス（Ｙ_B（ｔ））を決定するために信号源分離アルゴリズムを用い、
   −基準圧信号として圧信号（Ｐ_1,P（ｔ）、Ｐ_2,P（ｔ））を計測し、
   −前記脈拍アドミタンス（Ｙ_P（ｔ））が、前記基準圧信号として計測された圧信号（Ｐ_1,P（ｔ）、Ｐ_2,P（ｔ））、すなわち
   Ｐ_1,P（ｔ）＝ｋ・Ｙ_P,Sys＋ｄ
   Ｐ_2,P（ｔ）＝ｋ・Ｙ_P,Dia＋ｄ
   と一致するように、倍率（ｋ）およびオフセット値（ｄ）を決定し、
   −前記基準計測の終了後に、
   Ｐ_C（ｔ）＝ｋ・Ｙ_P（ｔ）＋ｄ
   に従い前記倍率（ｋ）および前記オフセット値（ｄ）を用いて前記動脈血圧（Ｐ_C（ｔ））を連続的に測定する、
   という手法に従って前記動脈血圧（Ｐ_C（ｔ））を測定することを特徴とする請求項１に記載の装置（１０）。
3. 前記処理部が、以下の手法、すなわち
   −前記アドミタンス計測信号（Ｙ（ｔ））を高域通過フィルタ（１００）で処理することにより、低周波数成分が分離されて、フィルタ処理されたアドミタンス信号（Ｙ_HP（ｔ））が得られるようにし、
   −前記圧信号（Ｐ_P（ｔ））を高域通過フィルタ（１００）で処理することにより、フィルタ処理された圧信号（Ｐ_P,HP（ｔ））が得られるようにし、
   −前記フィルタ処理された圧信号（Ｐ_P,HP（ｔ））からフィルタ処理されたアドミタンス（Ｙ_HP（ｊω））へのフィルタ処理された伝達関数（Ｈ₁（ｊω））を決定するために適応フィルタ（２００）を用い、
   −外挿伝達関数（Ｈ₂（ｊω，θ））を決定するために伝達アルゴリズム（３００）を用い、
   −前記フィルタ処理された伝達関数（Ｈ₁（ｊω））と前記倍率（ｋ）の積との間の誤差が、前記外挿伝達関数（Ｈ₂（ｊω，θ））により高周波数計測範囲において最小化されるよう、例えば最小二乗誤差法に従って、用いられる伝達関数（３００）のパラメータベクトル（θ）と前記倍率（ｋ）とを決定するために、最適化アルゴリズム（４００）を用い、
   −前記倍率（ｋ）の積を前記外挿伝達関数（Ｈ₂（ｊω，θ））および前記圧信号（Ｐ_P（ｔ））とともに用いて前記脈拍アドミタンス（Ｙ_P（ｔ））を決定し、
   −前記外挿伝達関数（Ｈ₂（ｊω，θ））および前記圧信号（Ｐ_P（ｔ））を用いて前記動脈血圧（Ｐ_C（ｔ））を測定する、
   という手法に従って、前記体の少なくとも１つの第１の部分で前記生体インピーダンス計測装置から得られた前記アドミタンス計測信号（Ｙ（ｔ））から、前記体内の圧力波の伝達を模擬する伝達アルゴリズムを用いて、少なくとも各信号成分である前記脈拍アドミタンス（Ｙ_P（ｔ））を分離することを特徴とする請求項１または２に記載の装置。
4. 前記伝達アルゴリズムとして伝送線路モデルが用いられることを特徴とし、パラメータベクトル（θ）が、流れ抵抗パラメータ（Ｒ）、加速に対する血液塊の抵抗パラメータ（Ｌ）、動脈壁の弾性パラメータ（Ｃ）、および有孔度パラメータ（Ｇ）を含む請求項３に記載の装置。
5. 前記非侵襲的血圧計測が不連続的に行われることを特徴とする請求項１ないし４のいずれかに記載の装置。
6. 前記非侵襲的血圧計測が連続的に行われることを特徴とする請求項１ないし５のいずれかに記載の装置。

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