JP2020510495A

JP2020510495A - 大動脈圧及び波形の較正法

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Publication number: JP2020510495A
Application number: JP2019550830A
Authority: JP
Inventors: カセム，アーマド
Original assignee: アトコアメディカルピーティーワイリミテッド
Priority date: 2017-03-17
Filing date: 2018-03-16
Publication date: 2020-04-09
Anticipated expiration: 2038-03-16
Also published as: CN110621219A; CA3056887A1; CN110621219B; AU2018235369A1; AU2018235369B2; US20180263513A1; WO2018167728A1; JP7123070B2; US10835132B2

Abstract

末梢センサを用いて収縮期血圧と拡張期血圧を非侵襲的に測定して患者の末梢脈波形を捕捉する。末梢脈波形又は例えば伝達法を用いて生成された大動脈圧波形を再較正し、非侵襲的に測定された収縮期血圧及び拡張期血圧並びに侵襲的に測定された収縮期血圧及び拡張期血圧との間の差を検討する。再較正は、少なくとも部分的には、患者の波形の心血管特性に基づく。決定された大動脈の収縮期血圧及び拡張期血圧の値を用いて、心血管特性が保存され、かつ、最大値及び最小値が決定された値に設定された、補正された大動脈圧波形を生成することができる。

Description

本発明は、患者の大動脈圧（中心血圧；central aortic blood pressure）波形を較正するための上腕カフ装置の使用に関する。具体的には、本発明は、検出された末梢脈波形又は推定される大動脈圧波形の振幅を再較正して、推定される大動脈圧波形の最大値及び最小値が患者から侵襲的に測定された大動脈の収縮期血圧及び拡張期血圧と近似させることに関する。

動脈血圧は、心血管系の状態を示す臨床的に重要な指標であり、動脈及び心臓の負荷を反映し、心血管イベント及び疾患の早期の独立した予測マーカーである。しかしながら、動脈間（inter-arterial）血圧を正確に測定するには、動脈内に圧力センサを備えたカテーテルを挿入する侵襲的処置が必要である。その結果、末梢上腕動脈の血圧を推定する非侵襲的方法が開発された。

上腕動脈の血圧を推定する最も初期の非侵襲的方法の一つは聴診法であり、上腕動脈が閉塞するまで（つまり、血流を止める）、患者の上腕及び上腕動脈の周囲に巻き付けたカフを膨張させる必要がある。その後、カフが徐々に収縮し、聴診器で検出できる「拍動音」と共に血液の循環が始まる。カフ圧が患者の収縮期血圧（心臓駆出時の最大血圧）に等しくなると最初の「拍動」音が発生し、カフ圧が患者の拡張期血圧（心臓充満時の最小血圧）に等しくなると発生する「拍動」音は最後の音になる。

何十年もの間、聴診法は臨床での高血圧診断に用いられ、非侵襲的血圧測定の標準であった。しかし、測定された圧力値の精度は、オペレータの心音の急性検出とオペレータがカフを収縮させる速度に依存していた。聴診法の精度はオペレータに依存するため、上腕カフの膨張又は収縮期に測定された振動拍動を検出することに基づく自動化法が確立された。脈振動の高さは、カフ圧が収縮期血圧から収縮期血圧以下に低下すると高くなり、振動の高さは、カフ圧が拡張期血圧以上から拡張期血圧以下に低下すると低くなる。現在の「オシロメトリック」装置は、この概念に基づき、収縮期血圧及び拡張期血圧に関連する振動高を検出する異なるアルゴリズムを適用する。

振動カフ装置は、当業界では、しばしば非侵襲性血圧装置又はＮＩＢＰ装置といわれる。ＮＩＢＰ装置は、米国非侵襲性自動血圧測定装置標準規格に基づく標準聴診法と同等であることを示す必要がある。これについては、非特許文献１を参照されたい（同第２０頁には、すべての被験者の測定における平均誤差は「５．０ｍｍＨｇ以下であってはならず、標準偏差は８ｍｍＨｇ以下である」と記載されている）。つまり、収縮期血圧及び拡張期血圧の聴診法との平均差が５ｍｍＨｇ以下であり、かつ、標準偏差が８ｍｍＨｇ以下であれば、どのオシロメトリックカフ装置も当該検証要件を満たしうる。これは、承認されたオシロメトリック装置であればいくつかのデータ点で標準的な聴診法から２０ｍｍＨｇを超える差を登録しうることを意味する。

振動測定自動血圧計は、長年にわたり臨床現場での標準であり、心血管リスクの評価の医学研究にも用いられてきた。非侵襲的血圧（ＮＩＢＰ）測定は、心血管疾患のリスクがある一般集団の比率を同定するが、ＮＩＢＰ測定では、大規模集団ではリスクの可能性があるにもかかわらず、リスクがあるとは同定されない。主な理由は、装置が異なると収縮期血圧と拡張期血圧を検出するのに適当なアルゴリズムが異なるため、ＮＩＢＰ装置で測定される血圧が変動するためである。ＮＩＢＰ装置は侵襲的血圧値と比較すると、収縮期血圧を過小評価し、拡張期血圧を過大評価することが示されているが、これは、非特許文献２〜４を参照されたい。従って、上腕血圧を侵襲的に測定できれば、侵襲的血圧をより厳密に推定し、カフＮＩＢＰ装置に固有の誤差が克服され、非侵襲的測定の究極の基準となるため、血圧測定分野及びその臨床的重要性において著しい改良がなされるであろう。

そのため、心血管系の状態及びリスクマーカーとしての精度の点でＮＩＢＰ装置の上記課題を克服する他の非侵襲的血圧測定値を決定する試みがなされてきた。１の解決策で認識されたのは、上腕動脈圧が心臓の大動脈圧と同一でないことである。流体力学的原理及び血行動態侵襲的研究から、血圧値は動脈の部位によって異なり、血圧脈波形の形状は大動脈と（上腕動脈、橈骨動脈等の）末梢動脈では有意に異なる。大動脈圧（中心圧）は測定された上腕血圧と異なり、かつ、大動脈波形は心臓負荷及び動脈系機能を反映するため、大動脈圧波形を測定することで、心血管系の状態をより正確に反映するマーカーがもたらされ、心血管系のリスクを同定するより優れた診断ツールとなる。

大動脈圧を非侵襲的に推定する最も汎用されている方法は、参照により本発明に援用される特許文献１及び２に記載の方法である。末梢及び大動脈圧波形の間の高調波比を表し、かつ、その数学的特性は一般成人集団に適用可能な上位動脈モデルを表す、１又はそれ以上の伝達関数を、各々末梢及び大動脈位置での侵襲的圧力記録から計算する。一般に、本出願人のＳｐｈｙｇｍｏＣｏｒ（登録商標）システムで用いられる伝達関数は、圧力が大動脈から末梢動脈へ移動する際に増幅され、増幅が波形高調波に依存することを示す。この伝達関数大動脈圧法（transfer function central pressure method）を実施するには、非侵襲的に末梢脈波形を測定することが望ましいが、波形は、半径方向圧波形を測定するトノメータ（特許文献１）又は上腕体積変位波形を測定する上腕カフ（特許文献２）を用いて、波形の心血管特性を保存するのに十分高い忠実度で測定される必要がある。この方法の次の工程は、非侵襲的に測定した収縮期血圧及び拡張期血圧、又は計算した平均血圧及び拡張期血圧のいずれかを用いて末梢波形を較正することである。最後に、較正された末梢波形は、１又はそれ以上の伝達関数によって処理されて、忠実度が患者の心血管特性を特徴的に保存するのに十分な較正された大動脈圧波形を生成する。

この伝達関数（ＴＦ）大動脈圧法を、推定大動脈圧波形を侵襲的に測定した大動脈圧値と比較して検証した。しかし、侵襲的検証では、侵襲的に測定した末梢ＳＰ及びＤＰの測定値で末梢血圧を較正し、侵襲的末梢血圧と非侵襲的末梢血圧の差の誤差を克服した。侵襲的な末梢の収縮期血圧及び拡張期血圧は通常、臨床現場では測定されないことから、この伝達関数大動脈圧法では、非侵襲的に測定した末梢脈波の較正に、収縮期血圧及び拡張期血圧のＮＩＢＰ測定値を用いる。すなわち、推定された大動脈圧波形の振幅はＮＩＢＰ値と関連するものの、上記のように誤差が生じる。ＴＦ大動脈圧法が導入された後、多くの臨床試験で、従来のＮＩＢＰ測定では同定されなかった、心血管リスクのある被験者がより多数同定されたことが示された（非特許文献５）。しかし、ＮＩＢＰ測定値と侵襲的血圧測定値との差がなくなる（又は減る）ことで、大動脈圧の臨床的価値と大動脈圧波形分析がさらに改善される。侵襲性上腕血圧のデータは、侵襲性及び非侵襲性の上腕血圧と大動脈圧の差は、試験集団の４０％〜５０％で１５ｍｍＨｇを超えうることが示されている（非特許文献３及び４）。したがって、カフＮＩＢＰ装置に固有の誤差を克服できれば、大動脈圧波形分析及びその臨床的重要性が有意に改善されるであろう。

米国特許第５，２６５，０１１号明細書米国特許第９，３１４，１７０号明細書

ANS1/AAMI/ISO 81060-2:2009, "Noninvasive sphygmomanometers- Part 2: Clinical validation of automated measurement type," Section 5.2.4.1.2 Part a- Criterion 1, page 20 Sharman et al., "Validation of non-invasive central blood pressure devices: Artery Society task force consensus statement on protocol standardization", European Journal of Hypertension 2017 Cloud et al., "Estimation of central aortic pressure by SphygmoCor（Ｒ） requires intra-arterial peripheral", Clinical Science (2003) 105, 219-225 Shoji et al., "Invasive validation of a novel brachial cuff-based oscillometric device (SphygmoCorXCEL) for measuring central blood pressure", Journal of Hypertension 2016, 34 Roman et al, "Central Pressure More Strongly Relates to Vascular Disease and Outcome than Does Brachial Pressure: The Strong Heart Study", Hypertension. 2007; 50:197-203

本発明の一般的な目的は、１）非侵襲的に測定された大動脈圧波形を較正すること、及び２）非侵襲的に大動脈の収縮期血圧及び拡張期血圧を測定して、いずれの場合であっても当該非侵襲的測定により、侵襲的に測定された収縮期血圧及び拡張期血圧をより正確に推定することである。つまり、本発明を用いれば、大動脈圧波形分析及び大動脈圧の収縮期及び拡張期の非侵襲的測定がより臨床的に有用となるはずである。

本発明は、線形及び／又は非線形の方法を適用して、非侵襲的に測定された末梢脈波形又は推定された大動脈圧波形の１つを再較正する。再較正は、波形の心血管特性に基づく。より具体的には、本発明は、非侵襲性の収縮期血圧及び拡張期血圧を測定する非侵襲性のカフを用いて上腕の収縮期血圧及び拡張期血圧の値を推定する。患者の末梢脈波形もまた、上腕カフ、トノメータ、又はフォトダイオード等の他の非侵襲性センサを用いて、波形の心血管特性を保存するのに十分な忠実度で測定される。患者の上腕カフ容積変位波形が用いられる場合、上腕カフを患者の上腕周囲で一定の圧力まで膨張させる。上腕カフを一定圧力に維持し、圧力センサからのアナログ信号を患者の上腕カフ容積波形として記録する。アナログ信号又はそのデジタル対応物は、適当な帯域通過フィルタ、低域及び高域フィルタの組合せ、又は他の適当なフィルタを通してフィルタリングされ、患者の波形の心血管特性が保存された上腕カフ容積変位波形が生成されるはずである。当該波形は例えば図１１に示される。重要なことに、上腕カフ容積変位波形には、少なくとも同定可能な第１収縮期ピーク、第２収縮期ピーク、及び心臓の駆出サイクルの終了を示す切痕があるはずである。波形の特性を保存するのに必要な特定のフィルタリングは、上腕カフのタイプ及びモデルに依存する。トノメータ及び／又はフォトダイオードセンサは、圧力又は圧力関連波形を測定するように設計されているため、当該センサを用いて捕捉された未加工の波形では、フィルタリングをそれ以上行わなくても心血管特性が保存されるはずである。この方法の次の工程では、非侵襲的に測定された上腕収縮期血圧ＳＰ_Ｂ及び非侵襲的に測定された上腕拡張期血圧ＤＰ_Ｂを用いて、末梢波形を初期較正する。本発明の一実施形態では、ＮＩＢＰ較正された末梢波形は、次に、例えば伝達関数法を用いて、推定大動脈波形に変換される。その後、ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形の１又はそれ以上の心血管特性に基づき、推定大動脈波形は、最大値及び最小値が侵襲的に測定された大動脈の収縮期及び拡張期血圧に正確に対応するように再較正される。

あるいは、別の実施形態では、末梢波形を大動脈圧波形に変換する前に、例えば伝達関数法を用いて、ＮＩＢＰ較正された末梢波形を再較正しうる。いずれの実施形態でも、当該方法は、部分的に伝達関数法を用いて、非侵襲的末梢測定値により、大動脈の収縮期血圧及び拡張期血圧を正確に推定するのに用いうる。本発明はまた、第１の実施形態における非侵襲性の大動脈圧波形、又は第２の実施形態における末梢脈波形をシフト及びスケーリングするのに用いることができ、それにより補正された（中心又は末梢）波形が得られるが、当該波形では心血管特性が保存されており、その振幅及びＳＰ及びＤＰは侵襲性データと比較して正確である。

本発明は、特に、上記で組み込まれた特許文献１及び２に記載されたシステムの改良に適用しうる。

本発明の第１の実施形態を参照すると、本発明は、一般に、以下の血圧測定方法に関する。まず、膨張可能なカフがある上腕カフ装置がもたらされ、当該膨張可能なカフを患者の上腕に巻き付ける。当該カフはオシロメトリックックモードで操作されて、患者の上腕収縮期血圧（ＳＰ_Ｂ）及び上腕拡張期血圧（ＤＰ_Ｂ）が測定される。非侵襲性センサは、患者の末梢動脈の未較正の脈波形を記録する。記録された未較正の末梢波形の忠実度は、波形の心血管特性を保存するのに十分であるはずである。当該センサは、例えば、トノメータ、上腕カフ又はフォトダイオードセンサでありうる。記録された、未較正の末梢波形は、次に、上腕収縮期血圧（ＳＰ_Ｂ）、上腕平均血圧（ＭＰ_Ｂ）及び上腕拡張期血圧（ＤＰ_Ｂ）の少なくとも２つを用いてＮＩＢＰで較正される。次いで、本発明の第１の実施形態によれば、当該心血管波形の特性が保存されたＮＩＢＰ較正された末梢脈波形は、心血管波形の特性が保存されたＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形に変換される。当該変換は、望ましくは、特許文献１及び２に記載されている伝達方法を用いて達成される。大動脈圧波形は、ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形の１又はそれ以上の心血管特性に基づいて再較正され、その結果、再較正された大動脈圧波形の最大値及び最小値は、各々侵襲性大動脈の収縮期血圧（ＩＣＳＰ）及び侵襲性大動脈の拡張期血圧（ＩＣＤＰ）に対応する。

再較正工程は、多くの方法で達成されうる。１の望ましい方法としては、ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形の心血管特性に関する１又はそれ以上のパラメータ値を決定し、次いで、ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形の心血管特性に関する１又はそれ以上のパラメータの決定値に基づき、多重の再較正方程式の一つを選択することがあげられる。適当な再較正方程式は、例えば、患者の増強指数（ＡＩｘ）、射出時間（ＥＤ）、心拍数（ＨＲ）及び収縮期中の曲線下面積に対する拡張期の曲線下面積の割合（ＡＵＣｄ／ＡＵＣｓ）を考慮した決定木に基づいて選択しうる。再較正方程式の選択は決定木を用いて行いうるが、波形特性を適当な再較正方程式に相関させる他のアルゴリズム、例えばサポートベクトルマシン、線形回帰及び非線形回帰、ニューラルネットワーク等も用いうる。

好ましくは、多重の再較正方程式は、線形成分及び非線形成分を有する共通の形があるが、係数及びスカラ定数は、一般集団に関する心血管パラメータ値の所与の組合せの侵襲的血圧測定値と非侵襲的血圧測定値の差を考慮するように選択される。第１の実施形態の再較正方程式の形では、線形成分と非線形成分との組合せであり、再較正方程式からの出力は最大値が侵襲的に測定された大動脈の収縮期血圧のデータと一致し、出力された波形の最小値が５つの特定された状況の各々について侵襲的に測定された大動脈の拡張期血圧のデータと一致する推定波形がもたらされるように、係数が選択される。本発明者は、一般化された線形伝達関数では、ＮＩＣＢＰを測定したカフの一般集団に対するその侵襲的対応物に対するマッピングの信頼度及び精度が得られないことを見出した。本発明者はまた、例えば、当該装置で測定された非侵襲性データを同時に収集された侵襲データと比較することで、用いられる特定のＮＩＢＰ装置の再較正方程式及び選択基準を決定することが最良であることを見出した。本発明の例示的な実施形態では、再較正方程式の形としては、Ｓ字関数等の非線形成分があげられる。また、望ましくは、方程式の係数及び定数の値のいくつかのセットは、決定木の選択基準に関連する特定群のデータにより、様々な再較正方程式に対して独立して決定される。機械学習技術を用いて、データの各グループに対する再較正方程式が、当該最大値及び最小値が侵襲的に測定された大動脈の収縮期血圧及び拡張期血圧の正確な推定値である、信頼性のある正確な再較正波形をもたらすような基準を同定しうる。シグモイド関数を実現する再較正方程式の例を以下に示す。

ここで、
y(t)はｔ時点での出力波形であり、
Ｐ_ｉは再較正方程式ｉの係数のｎａ＋ｎｂ＋１×１行列であり、
Ｂ_ｉは再較正方程式ｉの係数のｎａ＋ｎｂ＋１行ｎａ＋ｎｂ＋１列の正方行列であり、
Ｃ_ｉは再較正方程式ｉの係数の１×ｎａ＋ｎｂ＋１行列であり、
ｎａ、ｎｂは各々入力信号と出力信号の遅延時点の数であり、
ａ_ｉ、ｄ_ｉは再較正方程式ｉのスカラ（定数）であり、
u(t)はｔ時点での入力波形であり、
u(t-１)はｔ−１時点での入力波形であり、
u(t-na)はｔ−ｎａ時点での入力波形であり、
y(t-１)はｔ−１時点での出力波形であり、
y(t-nb)はｔ−ｎｂ時点での入力波形であり、かつ、
ｆ（）は、以下の

で表される非線形Ｓ字関数である

上記のように、再較正された大動脈圧波形の最大値と最小値は、侵襲性の大動脈の収縮期（ＩＣＳＰ）と拡張期血圧（ＩＣＤＰ）の正確な推定値である。これらの値を用いて、ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形をシフトさせ、スケーリングして、補正された大動脈圧波形が導き出されることにより、当該補正された中心波形の最大値と最小値は各々再較正された大動脈圧波形の最大値と最小値とに一致する。当該補正された大動脈圧波形は、コンピュータディスプレイスクリーン上に軌跡トレース又は他の方法で表示することができ、波形分析の臨床的有用性が改善される。

本発明の第２の実施形態は、第１の実施形態と多くの点で類似しているが、主な相違点は、第１の実施形態に関して記載された大動脈圧波形の再較正のかわりに、末梢波形を大動脈圧波形に変換する前に、ＮＩＢＰ較正された末梢波形を再較正する点である。当業者であれば、他の相違点は以下の図面及びその説明を検討すれば明らかであるはずである。

本発明の方法の工程に関しては上記に記載されているが、当業者であれば、本発明が上記開示された方法を実施するのに十分な信号及びデータ処理能力を有する血圧測定システムにおいて実施されることを意図していることを理解するであろう。

本発明の他の実施形態では、収集データを通して、心血管関連の特性を有するＮＩＢＰ較正された末梢波形又は中心波形を、サポートベクタマシン、ランダムフォレスト、ｋ−直近分類、又はブースティング等の機械学習アルゴリズムを用いて、波形特性及び予想される侵襲性ＳＰ及びＤＰに基づいて分類しうる。これらのアルゴリズムは、各カテゴリが値のＩＳＰ及びＩＤＰの範囲を表すカテゴリに、当該特性に基づいて波形を分離する方程式をもたらす。他の実施形態では、ニューラルネットワーク等の他の機械学習方法を用いて、収集データを用いて、入力及び侵襲的ＳＰ及びＤＰとしての波形特性があるニューラルネットワークを訓練しうる。当該実施形態の利点は、特定の再較正方程式を用いなくても、心血管関連の特性を有するＮＩＢＰ較正された末梢波形又は中心波形から侵襲性ＳＰ及びＤＰを推定する単一かつ一般的な方法が用いられることである。

本発明の他の特徴及び利点は、当業者にとっては図面及び以下の説明を検討することにより明らかとなりうる。

先行技術として公知の上記で組み込まれた特許文献１に記載された心血管特性を有するＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形の非侵襲的測定を示すブロック図である。患者の橈骨動脈の未較正の末梢血圧波形を得るための先行技術に記載されたトノメータの使用を示す図である。心血管特性が保持されたＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形の非侵襲的測定を示すブロック図であり、先行技術として公知の上記に組み込まれた特許文献２に記載されているように、上腕カフを用いて末梢波形が測定される図である。上腕カフで測定された非侵襲的な収縮期血圧と拡張期血圧（ＮＩＳＰ／ＮＩＤＰ）と、上腕動脈で侵襲的に測定された収縮期血圧と拡張期血圧（ＩＳＰ／ＩＤＰ）の差を示す図である。推定大動脈圧波形に関するＮＩＳＰ／ＮＩＤＰとＩＳＰ／ＩＤＰの差による末梢波形較正誤差の影響、すなわち、非侵襲的な大動脈の収縮期血圧／拡張期血圧（ＮＩＣＳＰ／ＮＩＣＤＰ）は、較正誤差のために、侵襲的な大動脈の収縮期血圧／拡張期血圧（ＩＣＳＰ／ＩＣＤＰ）とは異なることが示される図である。本発明の第１の実施形態を示す概略図であり、非侵襲的な末梢波形を記録し、上腕カフ装置を用いてＮＩＳＰ及びＮＩＤＰを測定し、ＩＣＳＰ及びＩＣＤＰを推定し、場合によっては、推定されたＩＣＳＰ及びＩＣＤＰに最大値及び最小値を設定したスケーリングされた大動脈圧波形を提供する図である。波形が異なる大動脈圧波形に対する非侵襲的から侵襲的への大動脈圧波形再較正方程式の例示的な形を示す。最初に較正された（ＮＩＣＳＰ／ＮＣＩＤＰ）大動脈圧波形の特定の心血管特性を示し、特徴づける図である。ＮＩＢＰ較正（ＮＩＣＳＰ／ＮＩＣＤＰ）大動脈圧波形の心血管特性に基づく例示的な決定木を示し、どの非侵襲的から侵襲的への大動脈圧再較正方程式を使用すべきかを決定する図である。本発明の第２の実施形態を示す概略図であり、非侵襲性上腕波形を記録し、上腕カフ装置を用いてＮＩＳＰ及びＮＩＤＰを測定し、上腕ＩＳＰ及びＩＤＰを推定し、場合によっては、最大値及び最小値がＩＣＳＰ及びＩＣＤＰに近い推定値を与えるスケーリングされた大動脈圧波形を提供する図である。異なる波形形状を有するＮＩＢＰ較正上腕カフ波形に対する非侵襲性から侵襲性への大動脈圧波形再較正方程式の例示的な形を示す。ＮＩＢＰ較正された上腕カフ波形のある心血管特性を示し、特徴づける図である。どの非侵襲的から侵襲的への再較正方程式が用いられるべきかを決定する、ＮＩＢＰ較正された上腕カフ波形の心血管特性に基づく例示的決定木を示す。データプロットを含む図である。ＮＩＢＰ較正した非侵襲性中心ＳＰと侵襲性中心ＳＰの差に対する侵襲性大動脈の収縮期血圧（ＳＰ）の平均値をプロットする。テキストボックスには、ＮＩＢＰ較正された中心ＳＰと侵襲的中心ＳＰの平均値、標準偏差、最大値、最小値が表示される。データプロットを含む図である。再較正された非侵襲的中心ＤＰと侵襲的中心ＤＰとの差に対する侵襲的中心ＤＰの平均値のプロットである。右側のテキストボックスには、平均値、標準偏差、再較正された非侵襲性の中心ＤＰと侵襲性の中心ＤＰとの差の最大値と最小値が表示される。

図１Ａ及び図１Ｂは、上記で組み込まれた特許文献１に一般的に記載されるトノメータを用いて、出願人のＳｐｈｙｇｍｏＣｏｒ（登録商標）システムで実行される先行技術である伝達関数法１０を示す。本出願人のＳｐｈｙｇｍｏＣｏｒ（登録商標）システムは、伝達関数法１０を用いて、心血管特性が保存された較正された大動脈圧波形を生成する。上記大動脈圧波形は、心血管系を評価するための大動脈圧波形分析により、臨床的に用いられかつ、研究にも汎用されている。図１Ａに示す従来技術の伝達関数法１０は、ブロック１２に示すように、カフを用いて患者の上腕の収縮期血圧及び拡張期血圧を非侵襲的に測定することで開始される。次の工程では、ブロック１４は、その心血管特性を保持した末梢血圧波形を獲得する。当該末梢血圧波形は、トノメータ、フォトダイオード又は他のセンサを用いて非侵襲的に獲得され、未加工の波形は、典型的には、上腕カフで測定される患者のＳＰ及びＤＰ（及び／又はＭＰ）を用いて較正される。図１Ａは、末梢脈波形（ブロック１４）を獲得する前に測定される上腕カフの収縮期血圧及び拡張期血圧（ブロック１２）を示すが、当業者であれは、カフのＳＰ及びＤＰは、未加工の末梢血圧波形を取得した後に測定され得ることを理解するであろう。従来技術では、ＳＰ及びＤＰは、通常、オシロメトリックモードで動作するＮＩＢＰユニットを有する上腕カフ装置を用いて測定される。図１Ａのブロック１６は、非侵襲的に獲得された未加工の末梢血圧波形が、カフ収縮期血圧、カフ拡張期血圧及び／又は平均血圧を用いて較正され、ＮＩＢＰ較正された末梢血圧波形がもたらされることを示す。平均血圧は、しばしば上腕カフＮＩＢＰユニットから推定され、当業者には、この値を用いて較正する方がより正確であると考える者もいる。当該平均血圧は、一般に、波形全体の平均血圧であると考えられ、したがって、拡張期血圧に、拡張期と収縮期の差の１／３を加えたものにほぼ等しい。しかしながら、平均血圧を決定するアルゴリズムは、上腕カフ装置間で異なる。ブロック１６では、較正後にさらに較正を行って、平均血圧を用いて較正することでカフからカフに生じ得る差を調整する必要がある。

さらに図１Ａを参照すると、ブロック１８に示されるように、１又はそれ以上の伝達関数が較正された周囲圧力波形に適用される。伝達関数からの出力は、図１Ａの参照番号２０によって示されるように、心血管特性が保存されたＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形である。末梢血圧波形が半径圧波形であり、トノメータで得られる場合、例えば、伝達関数は、半径圧波形を大動脈圧波形に変換するように設計される。図１Ｂは、手首ストラップ２４に取り付けられた眼圧センサ又は変換器２２を含むトノメータ装置を示す。図１Ｂに示すように、ストラップ２４は、好ましくは、患者の手首２６に巻かれ、トノメータのセンサ２２の面が患者の橈骨動脈の上方の固定された位置に経皮的に配置される。手首を背屈位で外側に屈曲させ、橈骨動脈を表面に向かって押すとアクセスが容易になり、その場合に最良の結果が得られる。背屈位を用いる場合、図１Ｂに示すように、手首２６は小さなクッション２８上に置かれる。当業界で公知であるように、患者の手首に対するトノメータの圧力は、分析に適する波形が得られるように調整されなければならない。

上記及び本明細書の背景技術で引用された、いくつかの参考文献に記載されているように、トノメータを用いたＳｐｈｙｇｍｏＣｏｒ（登録商標）システムで商業的に用いられる伝達関数は正確であるものの、侵襲的に測定された橈骨動脈圧波形データ及び侵襲的に測定された大動脈圧波形データに基づいて決定されたものである。カフを用いてＮＩＢＰで測定した収縮期、拡張期及び／又は平均血圧を用いて末梢波形を較正すると、ＮＩＢＰ較正した末梢波形に有意な較正誤差が生じ、その結果、ＮＩＢＰ較正した大動脈圧波形２０に誤差が生じる可能性があり、心血管特性２０が保持されるにもかかわらず、エラーが発生する可能性がある。較正誤差があっても、大動脈圧波形の形状を観察し、その心血管特性を分析することは、重要な臨床情報を提供し、患者の状態の分析に極めて有用である。一方、大動脈圧波形の心血管特性を保存し、適当に較正させることにより、波形の最大値及び最小値が侵襲的に測定された大動脈の収縮期血圧（ＩＣＳＰ）及び拡張期血圧（ＩＣＤＰ）の推定値は信頼性が極めて高いため、有意な改良であり、これは図３〜１２に関連して記載された本発明で行うことができる。

トノメータを用いる上記不都合のため、出願人は、半径方向圧波形を測定するトノメータの代わりに、上腕カフを用いて患者の上腕脈波形を非侵襲的に得るＳｐｈｙｇｍｏＣｏｒ（登録商標）ＸＣＥＬシステムを開発したが、特許文献２を参照されたい。特許文献２は、当該発明を完全に理解するために参照されるべきであるが、図２では、特許文献２記載のシステムがどのように動作するかの簡単な説明を提供する。

ブロック５２は、患者の上腕ＳＰ、ＤＰ及び／又は平均血圧がオシロメトリックモードで上腕カフを用いて測定されることを示す。当業界で公知のカフ装置としては、膨張可能なカフ、チューブ、圧力制御システムを備えた圧力ポンプ、及び膨張したカフ内の圧力を測定する圧力センサがあげられる。矢印６６は、本実施例で上腕カフＳＰ及びＤＰがカフ波形ブロック６０を較正するために用いられることを示す。

特許文献２の発見の一つは、上腕カフを一定の圧力に膨張させたままで、患者の未加工の上腕カフ容積変位波形を表すデータを記録でき、当該波形をフィルタリングして、心血管波形の特性が保存された未較正の上腕動脈の脈波形を表すデータを得ることができることであった。上腕カフ波形は圧力波形ではなく、かつ、特許文献２の他の発見は、患者の上腕周囲の膨張した上腕カフの圧力が上腕脈波形の形状に影響を与えることであった。特に、未加工の上腕カフ容積変位波形データを記録する場合の一定のカフ膨張圧は患者の測定したＮＩＳＰ及びＮＩＤＰに関して設定する必要があり、それにより波形データが適当な伝達関数（複数可）を確立する場合に正確に相関される。図２のブロック５４は、膨張したカフ圧が、ＮＩＤＰ未満の圧力、ＮＩＤＰとＮＩＳＰとの間の圧力、又はＮＩＳＰを超える圧力で選択されることを示す（ブロック６２で用いられる１つ又はそれ以上の伝達関数を計算するために非侵襲的波形データを計算する際に用いられる手順に依存する）。特許文献２によれば、カフ圧は、カフによりオシロメトリックモードで測定されるＤＰ若しくはＳＰ又はその付近に設定されるべきでない。

ブロック５４においてカフがＮＩＤＰの比率まで膨張されると仮定すると、ブロック５６は、カフ圧が一定のレベルに保存されて、生のカフ波形を獲得するか又は記録することを示す。ブロック５８は、未加工のカフ波形が高域及び低域フィルタ及び帯域通過フィルタを通じて処理されて、前較正された上腕カフ容積変位波形を生成することを示す。フィルタが選択されると、前較正されたカフ波形が患者の上腕動脈に存在する心血管特性を保存する。未加工のカフ波形のフィルタリングは、特定のカフ装置及びその制御ユニットによるが、未加工の波形が波形底部、第１及び第２の収縮期ピーク及び切痕等の同定可能な心血管特性を含むように選択されるはずである。ブロック６０では、上腕カフＳＰ及びＤＰを用いてフィルタリングされた、前較正されたカフ波形が較正され、ＮＩＢＰ較正されたカフ波形が得られる。特許文献２によれば、ブロック６２は、波形が記録される場合に膨張したカフ圧の要因である１又はそれ以上の伝達関数が、ＮＩＢＰ較正されたカフ波形に適用されて、心血管特性が保存された較正された大動脈圧波形が得られることを示す。

図１Ａ及び１Ｂに記載された従来技術のシステムと同様に、試験は、組み込まれた特許文献２及び図２により動作する出願人のＳｐｈｙｇｍｏＣｏｒＸＣＥＬシステムが、形状を正確に描出するＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形をもたらすことを示したが、当該波形は、オシロメトリックモードでＮＩＢＰ認可カフ装置を用いることに起因する較正誤差により、大動脈の拡張期血圧を過大評価し、大動脈の収縮期血圧を過小評価する傾向がある。

図３を参照すると、上記のように、侵襲的上腕動脈血圧値と非侵襲的上腕動脈血圧値との間には有意差がありうる。図３は、上腕動脈７０内の患者の収縮期及び拡張期血圧を非侵襲的に測定する目的で、患者１０１の上腕の周囲に巻かれた上腕カフ１０２を示す。図３に非侵襲的に測定した収縮期血圧をＮＩＳＰ、非侵襲的に測定した拡張期血圧をＮＩＤＰと特定する。図３はまた、上腕動脈７０内の患者の収縮期血圧及び拡張期血圧を侵襲的に測定する（例えば、患者の腕及び上腕動脈１０３内に挿入されたカテーテルを備えた圧力センサを用いる）ことを示す。侵襲的に測定された収縮期血圧は図３にＩＳＰと、侵襲的に測定された拡張期血圧はＩＤＰとして特定する。上記のように、侵襲的に測定された圧力ＩＳＰ及びＩＤＰは、臨床及び研究の分析及び現在の膨張式カフの究極の判断基準と考えられ、オシロメトリックシステムは、典型的に収縮期上腕血圧（すなわち、ＮＩＳＰ＜ＩＳＰ）を過小評価し、拡張期上腕血圧（すなわち、ＮＩＤＰ＞ＩＤＰ）を過大評価する。本発明の目的は、侵襲的測定値と非侵襲的測定値との間に広く存在する差を低減するか又は除去することである。

図４は、カフ装置がＮＩＤＰを過大評価し、ＮＩＳＰを過小評価した場合のカフで測定されたＮＩＢＰの収縮期血圧（ＮＩＳＰ）及び拡張期血圧（ＮＩＤＰ）の影響を示す。図４の左側の周囲圧力波形を参照すると、実線は、ＮＩＳＰ及びＮＩＤＰを用いて較正されるＮＩＢＰ較正周囲圧力波形を示すがこれは当業界では一般的である。図４の左側の破線は、ＩＳＰ及びＩＤＰを用いて較正した場合、又は侵襲的に測定した場合の末梢血圧波形を示す。本発明の目的は、図４に示す較正誤差の影響を除去することである。左側の周囲圧力波形を１又はそれ以上の伝達関数を用いて変換した場合に得られる波形を図４の右側に示す。図４の右側の実線はＮＩＢＰ較正周囲波形に基づく大動脈圧波形を示し、破線は侵襲的に測定されたＳＰ及びＤＰに対して較正された大動脈圧波形を示す。２つの中心波形の形状は、侵襲的大動脈拡張期血圧（ＩＣＤＰ）と侵襲的大動脈拡張期血圧（ＩＣＳＰ）の実際の測定に関する較正誤差以外は、一般に類似する。この例における較正誤差は、末梢波形の拡張期血圧に関する較正誤差が中心波形と異なるため、単なるスケーリングの問題ではないことに留意されたい。末梢波形と中心波形との間の図４の較正誤差の量は、ＳＰの場合には類似して見えることに注意すべきであり、ＳＰの較正誤差は、波形の根底形状によっても高まりうる。本発明の目的は、侵襲的測定値と非侵襲的測定値との間に広く存在する、図４に示された較正誤差を低減するか又は除去することである。

図５は、本発明の１つの例示的実施形態により構成されたシステム１００を示す。図５のシステム１００としては、非侵襲性血圧ユニット１０４（ＮＩＢＰユニット１０４）があげられるが、これは、従来の上腕カフ「オシロメータ」血圧装置と同じか、又は類似する。ＮＩＢＰユニット１０４は、例えば、カフ１０２、圧力管、空気圧制御装置、及びカフ１０２内の圧力を感知するための圧力センサを含む。ＮＩＢＰユニット１０４はまた、ＮＩＳＰ及びＮＩＤＰを決定するためにオシロメトリックックモードで動作する制御アルゴリズムを含むが、これは当業界で一般的である。ＮＩＢＰユニット１０４は、カフ１０２を患者の上腕（上腕動脈７０を含む）に巻き付け、オシロメトリックな上腕血圧測定を行い、非侵襲性上腕収縮期血圧（ＮＩＳＰ）及び非侵襲性上腕拡張期血圧（ＮＩＤＰ）の値を得る。図５はまた、トノメータ又はフォトダイオードセンサのように、橈骨動脈又は上腕動脈、又は指の動脈等の末梢動脈からの非侵襲的動脈脈波形を記録するセンサ１０６を示す。センサ１０６からの信号は、デジタル信号プロセッサ１０８に送られ、これは、心血管波形の特性が確実に保存されるため、及び／又は処理のために波形をデジタルデータに変換するために、信号をフィルタリングする必要がある場合がある。他の末梢センサ１０６を用いる代わりに、ＮＩＢＰユニット１０４は、上記図２に関する記載のように、カフ１０２が一定の圧力（ＮＩＤＰ以下、ＮＩＤＰとＮＩＳＰとの間、又はＮＩＳＰ以上）まで膨張された状態で、振動カフ波形を記録することができ、振動カフ波形を表すＮＩＢＰユニット１０４からの信号は、デジタル信号プロセッサ１０８に送られ、デジタル信号プロセッサは、心血管波形の特性が確実に保存された波形の処理のためのデジタルデータに変換するように信号をフィルタリングする。上記のように、未加工のカフ波形は、高域及び低域フィルタ及び帯域通過フィルタを通して処理され、心血管関連の特性が保存された前較正された上腕カフ波形を生成する。この波形は、上腕カフ容積変位波形であり、患者の上腕動脈圧波形に存在する心血管特性を含み、保存するが、波形の振幅を較正する必要がある。上記のように、膨張したカフの圧力は、記録された波形の形状に影響を及ぼすため、カフを、カフの膨張に応じてＮＩＳＰ及びＮＩＤＰについて膨張させて、以下に記載する再較正方程式及び大動脈圧波形に変換する伝達関数を決定するために収集されたデータを得ることが重要である。例えば、再較正方程式及び伝達関数が、試験対象集団についてＮＩＤＰより下で膨張させたカフで収集したデータに基づいて決定される場合、患者のＮＩＤＰより下で膨張させたカフで生の上腕（容積変位）波形が収集されるはずである。境界効果を回避するには、膨張したカフ圧は患者のＤＰと比較して１０％以上の差があることが好ましい。同様の考察は、試験集団についてＮＩＤＰとＮＩＳＰの間で膨張させたカフで収集したデータに基づいて再較正方程式及び／又は伝達関数を決定する場合には、ＤＰとＳＰの両方について、試験集団についてＮＩＳＰの上方で膨張させたカフで収集したデータに基づいて再較正方程式を決定する場合にはＳＰについて適用する。用途によっては、捕捉波形の十分な分解能を確保するため、ＮＩＤＰとＮＩＳＰとの間で膨張式カフの圧力を保存する必要がある場合がある。

未加工のカフ波形のフィルタリングは、特定のカフ装置、用いられるＮＩＳＰ又はＮＩＤＰ及びＮＩＢＰユニット１０４に対するカフ圧に依存するが、例示的な実施形態では、フィルタリングは、カットオフ周波数が３０〜４０Ｈｚである低域フィルタを用いると、パス周波数が０．７〜１Ｈｚである高域フィルタが底部、第１の収縮期ピーク、第２の収縮期ピーク及び切痕を含む心血管特性がデータ内に保存される生波形を捕捉するのに適することが見出されている。低域フィルタの目的は、生理学的機能に関連する体積、圧力又は流量信号周波数を保存し、電源ノイズ等の環境推論に関連するノイズを除去することである。低域カットオフ周波数の選択は、圧力、体積、流量波形における全ての生理学的特徴が信号スペクトルの２５Ｈｚ以内にあるという事実に基づく（例えば、W. Nichols and M. O'Rourke, "McDonald's Blood Flow in Arteries: Theoretical, Experimental and Clinical Principles", 5thEditionの図２６．２１を参照）。高域フィルタの目的は、アームの動き、呼吸効果、又は圧力へのコンプライアンスに対するチューブ及びカフの反応の結果として生じるアーチファクトノイズに関連する低周波数を除去することである。信号ベースラインドリフトをおこし、信号形状を減衰させる当該低周波数アーチファクトは、通常、１Ｈｚ未満、つまり、高域フィルタパス周波数である。両フィルタは、通過帯域リップル又は停止帯域リップルが−３ｄＢのチェビシェフ型フィルタとして実装でき、０．７〜４０Ｈｚの間の全ての周波数を通過する１つの帯域通過フィルタとして組合せることができる。図５のＮＩＢＰユニット１０４より後の動作は、好ましくは、デジタル信号プロセッサ１０８又は他の計算装置で実行される。しかしながら、生波形の取得に関して考察される電子フィルタは、アナログ又はデジタル、あるいはその両方でありうる。

前較正された末梢波形１１０が記録されると、ＮＩＢＰカフ１０２、ＮＩＢＰユニット１０４、又は他の末梢動脈センサ１０６から記録されていても、好ましくはデジタル信号プロセッサ１０８で処理され、心血管関連特性を有するＮＩＢＰ較正された末梢波形１１４を生成する。ここで考察した電子フィルタは、アナログからデジタルへの変換を伴うアナログ又はデジタルでありうる。

図５のブロック１１２は、波形１１０の最大値及び最小値が各々ＮＩＳＰ及びＮＩＤＰと等価となるように、前較正された（特性が保存された）末梢波形１１０及びＮＩＳＰ及びＮＩＤＰの値がともに、前較正された末梢波形１１０を較正するアルゴリズム（例えば、ソフトウェアコード）に入力されていることを示す。この初期較正は、図５の参照番号１１４で示されるように、ＮＩＢＰ較正された（心血管特性が保存された）末梢波形を生じる。本発明では、平均血圧（ＮＩＭＰ）を用いて、予め較正された末梢波形を較正して、ＮＩＤＰ及びＮＩＭＰを用いて較正された末梢波形の最小値及び平均値が各々較正された末梢波形の最小値及び平均値と等しくすることができる。ＮＩＢＰ較正された末梢波形１１４は、図４の左側の実線の非侵襲的ラインに対応し、ＮＩＢＰユニット１０４が患者の上腕の収縮期血圧及び拡張期血圧を正確には推定しない範囲で較正誤差を含んでよい。

図５のブロック１１６は、本実施形態では、１又はそれ以上の伝達関数が、１又はそれ以上の一般化された伝達関数を用いて、ＮＩＢＰ較正された末梢波形１１４をＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形１１８に変換することを示す。１又はそれ以上の一般化された伝達関数は、末梢波形を大動脈圧波形に変換するための振幅及び位相の高調波比を示す。末梢波形が生の上腕カフ容積変位波形から導出される場合、１又はそれ以上の伝達関数を設計して、上腕カフが適当な圧力範囲（すなわち、ＮＩＤＰより下のＰ_ｃｕｆｆ、又はＮＩＤＰとＮＩＳＰの間のＰ_ｃｕｆｆ、又は組み込まれた特許文献２に記載された理由によりＮＩＳＰより上のＰ_ｃｕｆｆ）内で一定の圧力まで膨張される場合に用いられるようにする必要がある。ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形１１８は、図４の右側の実線の非侵襲線に対応し、それにより、ＮＩＢＰ較正された末梢波形１１４が較正誤差を含む場合に、較正誤差を含んでよい。

ブロック１２０に示されたソフトウェアは、ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形１１８の心血管関連特性のパラメータ値を決定する。この例示的な実施形態で用いられる特定の心血管を図７に関して説明する。引き続き図５を参照すると、ブロック１２０からの決定された特性パラメータ値は、選択アルゴリズムの入力であるブロック１２２であり、再較正式ｆ_ｉ（ｘ）、参照番号１２４が、非侵襲的大動脈圧（ＮＩＣＳＰ／ＮＩＣＤＰ）の代わりに侵襲的大動脈圧（ＩＣＳＰ／ＩＣＤＰ）に関してＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形１１８を再較正するのに用いられるべきかを決定する。選択アルゴリズム１２２及び再較正方程式１２４の例は、各々、図８及び図６に示され、以下により詳細に説明される。図５のブロック１２６は、選択された再較正方程式１２４がＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形１１８上で動作し、再較正された波形１２８を生成することを示し、ここで、最大値及び最小値は、各々、侵襲性大動脈の収縮期血圧及び拡張期血圧の正確な推定値を提供する。波形１２８は、ＩＣＳＰ及びＩＣＤＰの正確な推定値を提供するが、波形１２８の形状は、ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形１１８の形状と比較して不必要に歪む可能性があり、従って、臨床又は研究における大動脈圧波形分析には適さない可能性がある。引き続き図５を参照すると、ブロック１３０は、ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形１１８をシフト及び／又はスケーリングするための入力として、再較正された大動脈圧波形１２８からのＭｘ及びＭｎを用いるソフトウェアを示し、それにより、補正された大動脈圧波形１３２がもたらされる。補正された大動脈圧波形１３２は、大動脈圧波形の形状及び大動脈圧波形の振幅を正確に具体化する。

非侵襲的推定大動脈圧測定値の記録に沿った侵襲的大動脈圧のデータを用いて、非侵襲的から侵襲的への血圧再較正方程式１２４を計算した。より具体的には、一般集団を表す１５０例の患者からデータを収集した。より具体的には、広範囲の上腕ＳＰ、ＤＰ（ＳＰは８８〜２１６ｍｍＨｇ、ＤＰは４０〜９３ｍｍＨｇ）及び心拍数（４１〜１０２拍／分）を有する、一般集団を表す１５０例の患者からデータを収集した。収集データには、（各測定のために適当に試験された周波数応答を有し、流体充填カテーテルを介して収集された）侵襲的に測定された大動脈圧波形データ及び同時に収集されたＮＩＢＰで測定されたＳＰ及びＤＰ、フィルタリングされたＮＩＢＰ上腕波形データ、フィルタリングされたＮＩＢＰ較正された上腕波形データから推定された大動脈圧波形データ、侵襲的な大動脈圧波形及びＩＣＳＰ及びＩＣＤＰデータが含まれた。カフを患者のＮＩＤＰの１０％で膨らませ、フィルタリングされたＮＩＢＰ上腕波形を収集した。図６を参照すると、システム同定の方法を用いて、提案された再較正方程式１３６の係数を確立した。例示的な実施形態では、非線形シグモイド関数等の線形及び非線形成分を構成するシステム同定方法を用いた。一般に、非侵襲的に収集されたカフデータをフィルタリングし、（図５の１１４等のように）ＮＩＢＰ較正して（図５のブロック１１２等の）ＮＩＢＰ較正された上腕カフ波形を獲得し、その後、伝達関数法を用いてＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形（図５の１１８等、最大値はＮＩＣＳＰ、最小値はＮＩＣＤＰ）を得るために変換した。収集されたカフデータから得られたＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形は、提案された再較正方程式１３６の入力１３４である。中心動脈について侵襲的に収集されたデータ１３８の最大値及び最小値は、必然的にＩＣＳＰ及びＩＣＤＰに各々等しく、提案された再較正方程式１３６の出力１３８である。当該収集データからの既知の入力１３４及び出力１３８を前提として、未知の係数を有する再較正方程式１３６が提案される。次に、式出力と侵襲的血圧測定のために収集データとの間の差が最小になるような係数を推定する。当該再較正方程式は、理論的には、線形、非線形、又は両方のタイプの組合せでありうるが、非線形成分を用いると、結果がより正確であることが見いだされた。本発明の例示的な実施形態では、線形及び非線形成分がある以下の

ここで、
y(t)はｔ時点での出力波形であり、
Ｐｉ、Ｂｉ、Ｃｉは各再較正式ｉの係数行列であり、かつ
ａｉ、ｄｉは各再較正方程式ｉのスカラ（定数）である、
ように表現された形を提案しうる。

さらに、式［１］のベクトルＸは、以下の

ここで、
u(t)はｔ時点での入力波形であり、
u(t-１)はｔ−１時点での入力波形であり、
u(t-na)はｔ−ｎａ時点での入力波形であり、
y(t-１)はｔ−１時点での出力波形であり、
y(t-nb)はｔ−ｎｂ時点での入力波形であり、かつ、
ｎａ，ｎｂは、各々入力信号と出力信号の遅延時点である、
のように表すことができる遅延入出力値のベクトルである。

式［１］では、ｆ（）は非線形関数であり、この例では以下

に表されるＳ字関数である。

式がどのように機能するかを説明するために、ｎａとｎｂが１に等しいと仮定すると、式［１］のベクトルＸは

となるであろう。すなわち、

次に、式［３］から［６］を式［１］に代入すると、以下の

になる。

システム同定方法の目的は、係数行列Ｐｉ、Ｂｉ、Ｃｉ及び定数ａｉ、ｄｉを推定して、推定した出力と収集した侵襲性データ１３８の差を最小化することである。

この例示的実施形態での一般集団のサンプリングのために収集された侵襲性データにシステム同定方法を適用すると、一般集団に実行しうる５つの異なる再較正方程式１３６（図６参照）が得られる。換言すれば、図６の提案された再較正方程式１３６の最終形は、図５のシステム１００にプログラムされた再較正方程式１２４に対応する。提案された再較正方程式１３６の最終形は、入力１３４と出力１３８の波形データの異なるグループに対して決定され、当該グループは、システム同定方法を適用して決定された波形特性パラメータに基づいて決定される。この例示的な実施形態では、選択アルゴリズム１２２は、図８を参照して、波形特性に基づいてどの再較正方程式１２４を用いるかを決定する決定木である。

図７は波形心血管関連特性のいくつかを説明するが、それはこの例示的な実施形態における選択アルゴリズム１２２への入力として用いられる。心血管関連特性及びその他は、例えば、参照により組み込まれる特許文献１に記載されたスルー微分法、又は時間又は周波数のウェーブレット分析等の他の適当な数学的方法を用いて検出又は計算されうる。選択アルゴリズムによって用いられうる例示的な特性としては、例えば、図７に記載された、ＮＩＣＳＰ、ＮＩＣＤＰ、ＡＩｘ、ＡＵＣｓ／ＡＵＣｄ、Ｐ１、Ｐ２、Ｔ１、Ｔ２、及びＥＤがあげられる。他の特性としては、平均血圧、心拍数、心周期、及び収縮期立ち上がりの勾配等などがあるが、これらは、ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形から検出され、アルゴリズムへの入力として用いうる。

決定木選択アルゴリズムを構築するためのパラメータ及び当該パラメータに対する閾値は、記録されたＮＩＢＰ較正された波形特性に基づいてＮＩＣＳＰ／ＮＩＣＤＰからＩＣＳＰ／ＩＣＤＰに再較正するための適当な再較正式１２２を選択し、当該決定木の閾値及び構造を決定する決定木アルゴリズムのトレーニングにより、決定されうる。しかしながら、再較正方程式及び選択アルゴリズム、又は再較正変換の他の適当なアルゴリズムは、サポートベクタマシン、線形及び非線形回帰、及びニューラルネットワーク等の他のタイプの機械学習を用いて開発しうる。いずれにしても、全体の目的は、心血管特性が保存されたＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形を表すデータが入力として機能し、出力波形の最大値及び最小値が既知の母集団データに基づいて各々ＩＣＳＰ及びＩＣＤＰを厳密に推定するアルゴリズムを提供することである。

図８は、例示的な選択アルゴリズム１４０の動作を示す。適当な選択アルゴリズムは、図８に示される例示的アルゴリズムよりも若干複雑であってよい。図８の例示的な選択アルゴリズムは、検出された又は計算された波形の特性又はパラメータに基づいて適当な再較正を決定するのに用いられる決定木の形態である。再較正方程式は図８でＥｑ１、Ｅｑ２、Ｅｑ３、Ｅｑ４及びＥｑ５と記載される。図８のブロック１４２は、ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形１１８から検出された脈波形特性１４４を示す。上記のように、適当な特性検出方法ブロック１４２としては、微分法又は時間又は周波数領域における他の数学的方法があげられる。波形特性１４４に関連して検出又は算出された値は、図５の選択アルゴリズム１２２として機能する決定木１４０への入力である。決定木１４０は、検出又は算出された波形特性の値に応じて、再較正方程式Ｅｑ１、Ｅｑ２、Ｅｑ３、Ｅｑ４及びＥｑ５のいずれを用いるかを決定する。図８では、ＡＩｘ、ＥＤ、心拍数（ＨＲ）及びＡＵＣｄのＡＵＣｓに対する割合の値に基づいて、５つのＮＩＣＳＰ／ＮＩＣＤＰから、ＩＣＳＰ／ＩＣＤＰへの再較正方程式（Ｅｑ１、Ｅｑ２、Ｅｑ３、Ｅｑ４及びＥｑ５）のうちの１つを選択する。

本実施形態では、較正係数（ＡＩｘ）が２８未満、射出時間（ＥＤ）が３００未満の場合には第１再較正式（Ｅｑ１）が選択される。較正係数（ＡＩｘ）が２８未満であり、かつ射出時間（ＥＤ）が３００以上である場合には第２再較正式（Ｅｑ２）が選択される。較正係数（ＡＩｘ）が２８以上で心拍数（ＨＲ）が６０未満の場合には第３再較正式（Ｅｑ３）が選択される。較正係数（ＡＩｘ）が２８以上、心拍数（ＨＲ）が６０以上で、拡張期の曲線下面積（ＡＵＣｄ）を収縮期の曲線下面積（ＡＵＣｓ）で除算した比が１００未満の場合には第４再較正式（Ｅｑ４）が選択される。較正係数（ＡＩｘ）が２８以上で、心拍数（ＨＲ）が６０以上で、拡張期の曲線下面積（ＡＵＣｄ）を収縮期の曲線下面積（ＡＵＣ）で除算した比が１００以上の場合、第５再較正式（Ｅｑ５）が選択される。

他の例では、決定木においてより多くの分岐を伴うより多くの波形特性を用いうる。また、波形特性を適当なＮＩＣＳＰ／ＮＩＣＤＰとＩＣＳＰ／ＩＣＤＰ再較正方程式に相関させる他のアルゴリズム、例えば、サポートベクトルマシン、線形及び非線形回帰、及びニューラルネットワークも選択アルゴリズムとして用いうる。

当業者であれば、特定のカフ装置及びＮＩＢＰユニットの再較正及び選択アルゴリズムを開発することが最も望ましいことを理解するであろう。しかし、１のカフ装置及びＮＩＢＰユニット用に開発されたアルゴリズムは、異なるモデルが有する類似の特性の程度まで、他のカフ装置及びＮＩＢＰユニットに用いるシステムの精度を改善する可能性が高い。

図９〜１２は、本発明の別の実施形態により構成されたシステム２００を示す。図９のシステム２００は、図５のシステム１００と同様に、非侵襲性血圧ユニット２０４（ＮＩＢＰユニット２０４）を含み、従来の上腕カフ「オシロメータ」血圧装置と同じか、又は類似する。カフ２０２より上には、ＮＩＢＰユニット２０４は、例えば、圧力管、空気圧制御装置、及びカフ２０２内の圧力を感知する圧力センサを含む。上記実施形態に関連して説明したように、ＮＩＢＰユニット２０４は、ＮＩＳＰ及びＮＩＤＰを決定するオシロメトリックモードで動作する制御アルゴリズムを含む。ＮＩＢＰユニット２０４は、カフ２０２を患者の上腕（上腕動脈を含む）に巻き付け、振動測定された上腕血圧測定を行い、非侵襲性上腕収縮期血圧（ＮＩＳＰ）及び非侵襲性上腕拡張期血圧（ＮＩＤＰ）の値を得る。そして、カフ２０２が一定の圧力（第１の実施形態に関して上記したのと同様の理由により、ＮＩＤＰ以下、ＮＩＤＰとＮＩＳＰとの間、又はＮＩＳＰ以上）で膨張される間、ＮＩＢＰユニット２０４は、未加工のカフ波形２０６を記録する。上記のように、カフを、収集データのカフの膨らみと一致するように、ＮＩＳＰ及びＮＩＤＰに関して膨張させることが重要であり、それにより後述する再較正方程式が決定される。図５に関連して記載された上記実施形態のように、生カフ波形２０６は、高域及び低域フィルタ及び帯域通過フィルタ（ブロック２０８参照）を介して処理され、心血管関連特性が保存された前較正された上腕カフ波形２１０を生成する。この波形２１０は、上腕カフ容積変位波形であり、患者の上腕動脈圧波形にある心血管特性を含み、かつ、保存するが、波形２１０の振幅を較正する必要がある。あるいは、図５に示す実施形態と同様に、前較正された末梢波形２１０は、トノメータ、フォトダイオード、又は他の圧力センサを用いて非侵襲的に測定しうる。上記のように、圧力センサを用いて前較正された末梢波形２１０を記録することは、再較正方程式及び伝達関数が、波形を捕捉する際に膨張したカフの圧力に対してカスタマイズされる必要がないことを意味する。

図９のＮＩＢＰユニット２０４の後の動作は、好ましくは、デジタル信号プロセッサ又は他の計算装置で行われる。しかし、ブロック２０８に関連して考察された電子フィルタは、アナログ又はデジタルであってよく、ブロック２０８後又はブロック２０８前に各々アナログ−デジタル変換が起こる。

図９のブロック２１２は、波形２１０の最大値及び最小値が各々ＮＩＳＰ及びＮＩＤＰと等しくなるように、前較正された（特性が保存されている）末梢波形２１０及びＮＩＳＰ及びＮＩＤＰの値がともに前較正された末梢波形２１０を較正するアルゴリズム（例えば、ソフトウェアコード）に入力されていることを示す。このＮＩＳＰ／ＮＩＤＰ較正は末梢波形２１４をもたらし、ＮＩＢＰ較正では特性が保存されている。さらに、ブロック２１２に示されたソフトウェアはまた、ＮＩＢＰ較正された末梢波形２１４の心血管関連特性のパラメータ値を決定する。この例示的実施形態で用いられる特定の心血管特性は、図１１に関連して説明される。

さらに図９を参照すると、ブロック２１２から決定された特性パラメータ値は、選択アルゴリズム、ブロック２１６の入力であり、この選択アルゴリズムは、再較正式ｆｉ（ｘ）、参照番号２１８のいずれが、侵襲性上腕血圧の代わりに侵襲性上腕血圧に関してＮＩＢＰ較正された末梢波形２１４を再較正するために用いられるべきかを決定する。選択アルゴリズム２１６及び再較正方程式２１８の例は、各々図１２及び図１０に示されており、以下により詳細に説明される。図９のブロック２２０は、選択された再較正方程式２１８がＮＩＢＰ較正された末梢波形２１４上で動作し、再較正された末梢波形２２２を生成することを示しており、ここで、最大値（Ｍｘ）及び最小値（Ｍｎ）は、各々侵襲性上腕収縮期血圧（ＩＳＰ）及び侵襲性上腕拡張期血圧（ＩＤＰ）の正確な推定値をもたらす。

非侵襲的〜侵襲的血圧再較正式２１８は、図５〜８に記載された実施形態に関して上記試験中に収集されたデータを用いて展開しうるが、この場合、上腕動脈侵襲的血圧（図１０の２３６）のデータを上腕カフＮＩＢＰ測定値と共に用いて、再較正式を計算する。図１０を参照すると、システム同定の方法が再度用いられ、図１０に示されるように提案された再較正方程式２３４の係数及び定数が確立される。図１０の再較正方程式の形は、図６に示された形と概ね同一であるが、すなわち、提案された方程式２３４の入力（２３２）及び出力２３６が異なることを除いて、係数及び定数の適当な値を決定する方法は、一般に、図６に示された形式と同じである。

この例示的実施形態における一般集団のサンプリングのために収集された侵襲性データに対するシステム同定方法を適用すると、再度、５つの異なる再較正方程式２１８（図１０参照）がもたらされるが、これは一般集団に行いうる。換言すれば、図１０で提案された再較正方程式２３４の最終形は、システム２００にプログラムされた再較正方程式２１８に対応する。上記実施形態と同様に、提案された再較正方程式２３４の最終形は、入力２３２と出力２３６の波形データの異なるグループ化に対して決定され、当該グループ化は、システム同定方法を適用して決定された波形特性パラメータにも基づく。この実施形態では、選択アルゴリズム２１６は、波形特性に基づいて用いるべき再較正式２１８を決定する決定木である。

図１１は、この例示的な実施形態における選択アルゴリズム２１６への入力として用いられる、ＮＩＢＰ較正された末梢波形２１４（図９）における心血管関連特性のいくつかを示す。図９〜１２に記載の実施形態における特性は、図５〜８に記載される特性と同様であるが、図９では、当該特性は、ＮＩＢＰ較正された末梢波形２１４に関連する。当該心血管関連特性及びその他は、例えば、参照により本明細書に組み込まれる特許文献１に記載されたスルー微分法、又は時間又は周波数のウェーブレット分析等の他の適当な数学的方法を用いて検出又は計算しうる。選択アルゴリズムによって用いられうる例示的な特性としては、例えば、図１１に記載される、ＮＩＳＰ、ＮＩＤＰ、ＡＩｘ、ＡＵＣｓ／ＡＵＣｄ、Ｐ１、Ｐ２、Ｔ１、Ｔ２、及びＥＤがあげられる。他の特性としては、平均血圧、心拍数、心周期、及び収縮期立ち上がりの勾配等があげられ、これらは、ＮＩＢＰ較正波形からも検出でき、アルゴリズムへの入力として用いられうる。

図１２は、検出された又は計算された波形の特性又はパラメータに基づいて、適当な再較正方程式（ＥｑＡ、ＥｑＢ、ＥｑＣ、ＥｑＤ及びＥｑＥ）を決定するのに用いられる決定木の形態の１の例示的な選択アルゴリズム２４０を示す。図１２のブロック２４２は、ＮＩＢＰ較正された末梢波形２１４から検出される脈波形特性２４４を示す。記載されたように、適当な特性の検出方法としては、微分法又は時間又は周波数領域における他の数学的方法があげられる。波形特性２４４に関連して検出又は算出された値は、決定木２４０への入力であり、この例では、図９の選択アルゴリズム２１６として機能する。図１２では、ＡＩｘ、ＥＤ、心拍数（ＨＲ）及びＡＵＣｄのＡＵＣｓに対する比率に基づいて、５のＮＩＳＰ／ＮＩＤＰ〜ＩＳＰ／ＩＤＰ再較正方程式のうちの１の方程式（ＥｑＡ、ＥｑＢ、ＥｑＣ、ＥｑＤ又はＥｑＥ）が選択される。

再び図９を参照すると、ブロック２２０は、選択された再較正方程式２１８がＮＩＢＰ較正された末梢波形２１４上で動作し、再較正された波形２２２を生成することを示し、ここで、最大値（Ｍｘ）及び最小値（Ｍｎ）は、各々上腕動脈における侵襲性収縮期血圧（ＩＳＰ）及び侵襲性拡張期血圧（ＩＤＰ）の正確な推定値をもたらす。当該波形２２２は、ＩＳＰ及びＩＤＰの正確な推定値を提供するが、波形２２２の形状は、ＮＩＢＰ較正された末梢波形２１４の形状と比較して必要以上に歪む可能性があるため、臨床又は研究環境における大動脈圧波形分析には最適ではないかもしれない。さらに図９を参照すると、ブロック２２４は、再較正された末梢波形２２２からのＭｘ及びＭｎを用いて、前較正された末梢波形２１０（又は、あるいはＮＩＢＰ較正された末梢波形２１４）をシフト及び／又はスケーリングする入力としてソフトウェアを示し、それにより、末梢波形２２６が補正される。較正された末梢波形２２６は、侵襲的に測定されたように、末梢波形の形状及び振幅を正確に示す。当該波形２２６、Ｍｘ及びＭｎは、末梢波形の形状及びサイズをより正確に描写するため、臨床及び研究に適用されうる。また、図９は、補正された末梢波形２２６を補正大動脈圧波形２３０に変換するための１又はそれ以上の伝達関数の入力として、補正された末梢波形２２６を用いうることを示すブロック２２８を示す。上記に組み込まれた特許文献２で記載された転送方法は、補正された末梢波形２２６を補正大動脈圧波形２３０に変換するために用いられるべきである。補正大動脈圧波形２３０は、侵襲的に測定されたかのように、大動脈圧波形の形状及び振幅を正確に示す。

当業者であれば、特定のカフ装置及びＮＩＢＰユニットのための再較正及び選択アルゴリズムを開発することが最も望ましいことを再度理解するであろう。しかし、１つのカフ装置及びＮＩＢＰユニットで用いるために開発されたアルゴリズムは、類似の特徴がある異なるモデルの範囲で、他のカフ装置とＮＩＢＰユニットのための検出ＳＰ及びＤＰの精度を改善する蓋然性が高い。

結果：図５〜８の第１実施形態に示されたシステム１００を参照すると、収集データのサブセットを用いて、入力が波形特性であり、出力が再較正方程式（Ｅｑ１、Ｅｑ２、Ｅｑ３、Ｅｑ４及びＥｑ５）である決定木を訓練し、決定木は、例えば、ＮＩＣＤＰが７０未満、ＥＤが３５０以上、ＡＩｘが２７未満であり、ＡＵＣｄのＡＵＣｓに対する比率が１４０以上の場合、Ｅｑ１が再較正方程式として選択されることを示した。ＮＩＣＤＰが７０未満、ＥＤが３５０以上、ＡＩｘが２７より大きい場合、再較正方程式としてＥｑ２が選択される。ＮＩＣＤＰが７０以上、ＡＵＣｄのＡＵＣｓに対する比率が１００より大きく、ＡＩｘが２０未満、ＨＲが６０未満、ＥＤが３９０未満の場合はＥｑ３が再較正方程式として選択される。ＮＩＣＤＰが７０以上、ＡＵＣｄのＡＵＣｓに対する比率が１００より大きく、ＡＩｘが２０未満、ＨＲが６０以上、ＮＩＣＤＰが９０以上の場合、Ｅｑ４が再較正方程式として選択される。ＮＩＣＤＰが７０以上の場合、ＡＵＣｄのＡＵＣｓに対する比率が１００より大きく、ＡＩｘが２０未満で、ＨＲが６０以上で、ＮＩＣＤＰが９０未満の場合、Ｅｑ５が再較正方程式として選択される。

試験データ（Ｎ＝１１０）に決定した決定木を適用する場合、結果とプロットが図１３に示される。図１３Ａの左側のグラフは、ＮＩＢＰと侵襲性大動脈の収縮期血圧（ＳＰ）の差の平均値のプロットを示す。決定木によって決定され、波形の特性に基づいて再較正方程式を適用した後の図１３Ａの右側のグラフでは、再較正された中心ＳＰと侵襲的中心ＳＰとの差は大きく有意に減少したことが示されたが、これは再較正の精度を示す。差の平均及び標準偏差は−６±１１ｍｍＨｇから０±３ｍｍＨｇに有意に低下した。

図１３Ｂの左側のグラフは、侵襲性中枢拡張期血圧（ＤＰ）の平均値とＮＩＢＰ較正と侵襲性中枢拡張期血圧（ＤＰ）の差のプロットを示す。決定木によって決定され、波形の特性に基づいて再較正方程式を適用した後の図１３Ｂの右側のグラフでは、再較正された中心ＤＰと侵襲的中心ＤＰとの差は大きく、有意に減少したことが示されたが、これは再較正の精度を示す。差の平均及び標準偏差は１０±６ｍｍＨｇから０±２ｍｍＨｇに有意に低下した。

上記説明において、特定の用語が、簡潔さ、明確さ、及び理解のために用いられてきた。このような用語は説明目的のために用いられ、広く解釈されることを意図しているため、そこから従来技術の要件を超えて不必要な限定が推測されることはない。本明細書に記載される異なる構成、システム、及び方法工程は、単独で、又は他の構成、システム、及び方法工程と組合せて用いられうる。添付の特許請求の範囲の範囲内で、種々の均等、代替及び修飾が可能であることが期待される。添付の特許請求の範囲の各限定は、「手段」又は「工程」という用語が各々の限定に明示的に記載されている場合にのみ、米国特許法第１１２条第６段落に基づく解釈が行われることを意図する。

Claims

血圧測定方法であって、以下の、
カフが膨張式である上腕カフ装置を提供し、前記膨張式カフを患者の上腕に巻き付けて、前記上腕カフ装置を用いて患者の上腕収縮期血圧（ＳＰ_Ｂ）及び上腕拡張期血圧（ＤＰ_Ｂ）をオシロメトリックックモードで測定する工程と、
非侵襲的センサを用いて、患者の末梢動脈の未較正の脈波形を記録する工程であって、前記記録された未較正の末梢波形の忠実度が、前記波形の心血管特性を保存するのに十分である、記録する工程と、
前記上腕収縮期血圧（ＳＰ_Ｂ）、上腕平均血圧（ＭＰ_Ｂ）及び前記上腕拡張期血圧（ＤＰ_Ｂ）の少なくとも２つを用いて、前記記録された未較正の末梢波形をＮＩＢＰ較正する工程であって、前記上腕平均血圧（ＭＰ_Ｂ）は、前記測定された上腕収縮期血圧（ＳＰ_Ｂ）及び前記測定された上腕拡張期血圧（ＤＰ_Ｂ）から決定される、ＮＩＢＰ較正する工程と、
前記心血管波形特性が保存された前記ＮＩＢＰ較正された末梢脈波形を、前記心血管波形特性が保存されたＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形に変換する工程と、
前記ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形の１又はそれ以上の心血管特性に基づいて前記大動脈圧波形を再較正して、前記再較正された大動脈圧波形の最大値と最小値を各々侵襲性大動脈の収縮期血圧（ＩＣＳＰ）と侵襲性大動脈の拡張期血圧（ＩＣＤＰ）に対応させる工程と、
を含む、方法。
血圧測定方法であって、以下の、
カフが膨張式である上腕カフ装置を提供し、前記膨張式カフを患者の上腕に巻き付け、前記上腕カフ装置を用いて患者の上腕収縮期血圧（ＳＰ_Ｂ）及び上腕拡張期血圧（ＤＰ_Ｂ）をオシロメトリックックモードで測定する工程と、
非侵襲的センサを用いて、患者の末梢動脈の未較正の脈波形を記録する工程であって、前記記録された未較正の末梢波形の忠実度が、前記波形の心血管特性を保存するのに十分である、記録する工程と、
前記上腕収縮期血圧（ＳＰ_Ｂ）、前記上腕平均血圧（ＭＰ_Ｂ）及び前記上腕拡張期血圧（ＤＰ_Ｂ）の少なくとも２つを用いて、記録された未較正の末梢波形をＮＩＢＰ較正する工程であって、前記上腕平均血圧（ＭＰ_Ｂ）は、前記測定された上腕収縮期血圧（ＳＰ_Ｂ）及び前記測定された上腕拡張期血圧（ＤＰ_Ｂ）から決定される、ＮＩＢＰ較正する工程と、
前記ＮＩＢＰ較正された末梢脈波形の１又はそれ以上の心血管特性に基づいて前記ＮＩＢＰ較正された末梢脈波形を再較正して、前記再較正された末梢脈波形の最大値と最小値を各々侵襲性末梢収縮期血圧（ＩＳＰ）及び侵襲性末梢拡張期血圧（ＩＤＰ）に対応させる工程と、
前記未較正された末梢脈波形をシフト及びスケーリングして前記心血管特性が保存された補正された末梢脈波形を生成する工程であって、ここで、前記補正された末梢脈波形の最大値と最小値を、前記再較正された末梢脈波形の最大値及び最小値と一致させる、生成する工程と、
心血管波形特性が保存された前記補正された末梢脈波形を、心血管波形特性が保存された補正された大動脈圧波形に変換する工程と、
を含む、方法。
前記再較正工程が、以下の、
前記各波形の心血管特性に関する１又はそれ以上のパラメータ値を決定する工程と、
多重の再較正方程式を提供する工程と、
前記各波形の心血管特性に関する１又はそれ以上のパラメータに対して決定された値に基づいて、前記多重再較正方程式のうちの１つを選択する工程と、
をさらに含む、請求項１又は２に記載の方法。
未較正の末梢脈波形が、トノメータ又はフォトダイオードセンサを用いて測定された半径方向圧波形である、請求項１〜３のいずれか一項に記載の方法。
前記未較正の末梢脈波形が、患者の上腕の周りの前記上腕カフを一定の圧力まで膨張させて、前記患者の上腕カフの体積変位波形の心血管波形の特性を保存するフィルタリングされたデータを生成するデジタル信号プロセッサを用いて前記患者の上腕カフの体積波形を記録することにより測定される上腕体積変位波形である、請求項１〜４のいずれか一項に記載の方法。
適当な前記再較正方程式が、前記患者の増強指数（ＡＩｘ）、射出時間（ＥＤ）、心拍数（ＨＲ）、及び収縮期中の前記曲線下面積に対する拡張期の前記曲線下面積の割合（ＡＵＣｄ／ＡＵＣｓ）を考慮した決定木に基づいて選択される、請求項１〜５のいずれか一項に記載の方法。
前記多重の再較正方程式には線形成分及び非線形成分がある共通の形があり、係数及びスカラ定数は、一般集団にわたる心血管パラメータ値の所与の組合せの侵襲的血圧測定値と非侵襲的血圧測定値の相違を考慮するように選択される、請求項１〜６のいずれか一項に記載の方法。
前記多重の再較正方程式は、一般集団のサンプリングから収集されたデータを比較して決定されるが、前記データは、少なくとも、一定の圧力まで膨張させた上腕カフで測定する波形データ、上腕カフを用いてオシロメトリックモードで測定する上腕収縮期血圧値及び拡張期血圧値、及び侵襲的に測定する大動脈の収縮期血圧及び拡張期血圧、を含む、請求項５に記載の方法。
前記多重の再較正方程式の各々が、以下の、

で示される式であり、ここで、
y(t)はｔ時点での出力波形であり、
Ｐ_ｉは再較正方程式ｉの係数のｎａ＋ｎｂ＋１×１行列であり、
Ｂ_ｉは再較正方程式ｉの係数のｎａ＋ｎｂ＋１行ｎａ＋ｎｂ＋１列の正方行列であり、
Ｃ_ｉは再較正方程式ｉの係数の１×ｎａ＋ｎｂ＋１行列であり、
ｎａ、ｎｂは各々入力信号と出力信号の遅延時点の数であり、
ａ_ｉ、ｄ_ｉは再較正方程式ｉのスカラ（定数）であり、
u(t)はｔ時点での入力波形であり、
u(t-１)はｔ−１時点での入力波形であり、
u(t-na)はｔ−ｎａ時点での入力波形であり、
y(t-１)はｔ−１時点での出力波形であり、
y(t-nb)はｔ−ｎｂ時点での入力波形であり、かつ、
ｆ（）は、以下の

で表される非線形Ｓ字関数である、
請求項７に記載の方法。
前記増強指数（ＡＩｘ）がＡＩｘ閾値以上であり、前記射出時間（ＥＤ）がＥＤ閾値以上である場合に第１再較正方程式が選択され、前記増強指数（ＡＩｘ）がＡＩｘ閾値以上であり、前記射出時間（ＥＤ）がＥＤ閾値未満である場合に第２再較正方程式が選択され、前記増強指数（ＡＩｘ）がＡＩｘ閾値未満であり、前記心拍数（ＨＲ）がＨＲ閾値以上である場合に第３再較正方程式が選択され、前記増強指数（ＡＩｘ）がＡＩｘ閾値未満であり、前記心拍数（ＨＲ）がＨＲ閾値未満であり、前記拡張期の曲線下面積（ＡＵＣｄ）を前記収縮期の曲線下面積（ＡＵＣｓ）で除した面積比がＡＵＣ閾値以上である場合に第４再較正方程式が選択され、かつ、前記増強指数（ＡＩｘ）がＡＩｘ閾値未満であり、前記心拍数（ＨＲ）がＨＲ閾値未満であり、前記拡張期の曲線下面積（ＡＵＣｄ）を前記収縮期の曲線下面積（ＡＵＣｓ）で除した面積比がＡＵＣ閾値未満の場合に第５再較正方程式が選択される、請求項６記載の方法。
前記ＮＩＢＰ較正された大動脈圧波形をシフト及びスケーリングして前記心血管特性が保存された補正大動脈圧波形を生成する工程であって、ここで、前記補正大動脈圧波形の最大値と最小値が各々前記再較正された大動脈圧波形の最大値及び最小値と一致する、生成工程をさらに含む、請求項１に記載の方法。
前記変換工程が、前記一般集団を表す試料で侵襲的に収集された波形データに基づく１又はそれ以上の一般化伝達関数の適用を含む、請求項１〜１０のいずれか一項に記載の方法。
上腕カフが、患者の上腕の周囲で、以下の式

ここで、Ｋ％は１０〜９０％の範囲である；
又は、以下の式、

ここで、Ｋ％は１０〜９０％の間で選択される；
又は、以下の式、

ここで、Ｋ％は１０〜９０％の範囲である；
で定められる一定の圧力まで膨張される、請求項５に記載の方法。
前記再較正方程式が、一般集団について同時に記録された侵襲的及び非侵襲的波形データから、前記非侵襲的波形データを侵襲的に測定された波形データと比較して決定される、請求項１〜１３のいずれか一項に記載の方法。
前記再較正された又は補正された大動脈圧波形又は経時的な平均を、トレース又はその他の方法で、コンピュータディスプレイスクリーンに表示する工程をさらに含む、請求項１〜１４のいずれか一項に記載の方法。