JP6615180B2 - 振動非侵襲血圧（ｎｉｂｐ）測定に対する方法及びｎｉｂｐ装置に対する制御ユニット - Google Patents

Description

本発明は、カフベースの振動（oscillatory）非侵襲血圧（ＮＩＢＰ）測定に使用する方法及びＮＩＢＰ装置に対する制御ユニットに関し、特に、最小の誤差を持つ振動ＮＩＢＰ測定値を取得する方法及びＮＩＢＰ装置が前記方法を実施することを可能にする制御ユニットに関する。

動脈血圧（ＢＰ）は、最も重要なバイタルサインの１つであり、臨床診療において幅広く使用されている。非侵襲動脈血圧（ＮＩＢＰ）は、通常、対象の上腕に巻かれたカフにおいて圧力をゆっくりと変化させることにより測定される。ＮＩＢＰは、カフから遠位の音を測定すること（コロトコフ音に基づく聴診法）又は腕及び上腕動脈の体積脈動により引き起こされるカフにおける圧力脈動を測定し、これらの圧力パルスのエンベロープからフィーチャを抽出すること（オシロメトリック法）のいずれかにより決定される。オシロメトリック法は、容易に自動化され、幅広く使用される。しかしながら、聴診法は、カフベースのＮＩＢＰ測定に対する「至適基準」である。聴診法により得られた結果と他のＢＰ測定法により得られた結果との間の偏差は、（英国における英国高血圧学会及び米国における医療器具開発協会（ＡＡＭＩ）により設定された）ＮＩＢＰ基準に準拠すべきである。

オシロメトリック法の背後にある原理は、図１により示され、図１は、カフ圧１０のグラフ、及びこのカフ圧対時間の処理されたハイパスフィルタされたトレース１２を示す。左側のｙ軸はパルス振幅を示し、右側のｙ軸はカフ圧を示し、ｘ軸は時間を示す。オシロメトリック法を使用してＮＩＢＰ測定を実行するために、第一に、カフ圧１０は、収縮期血圧より十分に大きくなるまでランプアップされる。ランプアップ（ramp up）の後に、カフは収縮される（図１において、この収縮は徐々に行われるが、段階的な収縮も可能である）。この収縮中に、上腕動脈の体積変化により引き起こされるカフのブラダ（空気袋）の体積変化により引き起こされるカフ圧の小さな振動が生じる。測定されたカフ圧１０は、ハイパスフィルタされ、結果として生じるトレース１２は、上腕動脈の体積変化によるカフ圧振動を示す。振動振幅のエンベロープ１４が決定される。このパルスエンベロープ１４の最大値Ａ_maxは、収縮期血圧１６及び拡張期血圧１５を決定する基準点と見なされる。収縮期血圧１６は、圧力振動が基準点における圧力より高い圧力において最大振幅Ａ_maxの約０．８倍であるカフ圧として決定される。拡張期血圧１５は、圧力振動が基準点における圧力より低い圧力において最大振幅Ａ_maxの約０．５５倍であるカフ圧として決定される。これらの比は、経験的な値に基づく（例えば、LA Geddes et. al., Annals of Biomedical Engineering 10 pp 271-280, 1982）。収縮期及び拡張期血圧を決定するのに血圧装置の製造者により採用される正確なアルゴリズムは、通常、企業秘密である。

オシロメトリックＮＩＢＰ測定を取得するのに使用される典型的な装置２０は、図２に示される。ポンプ２１、第１及び第２の圧力センサ２２、２３、並びに第１及び第２の弁２４、２５は、管２７によりカフ２６に接続される。オシロメトリック法の実行中に、ポンプ２１は、カフ２６内に空気を吹き込み、これによりカフ２６を膨張させる。第１及び第２の圧力センサ２２、２３は、このシステム内の圧力（したがってカフ２６内の圧力）を測定する。収縮期血圧より大きい圧力が到達される場合、ポンプ２１は停止され、第１の弁２４が開かれ、ゆっくりとした（又は段階的な）収縮が生じ、この間に、カフ圧が連続的に測定され、測定値が記憶される。ポンプ及び弁は、制御ユニット（図示されない）により制御され、制御ユニットは、カフ圧測定値を受信し、これらの測定値を使用してパルスエンベロープ並びに収縮期及び拡張期血圧を計算する。複数のセンサ及び弁が、安全性の理由で使用される。

振動血圧測定は、低血圧の患者及び高血圧の患者の両方に対して、大きな誤差（数十％に対応する数十ｍｍＨｇ）を持つ可能性がある（例えば、Wax DB et. al., Anaesthesiology 115 pp 973-978, 2011）。この誤差は、カフを使用することに関連したシステムの欠陥によるものである。誤差の源は、例えば、
１）カフの（粘弾性）壁における圧力低下、
２）軟組織における圧力伝達、
３）カフのサイズ、
４）異なる対象の間の腕の機械的特性のばらつき、
５）異なる対象の間の腕サイズのばらつき、
６）カフ配置のばらつき、
７）カフの特性のばらつき（すなわち圧力依存コンプライアンス（compliance））、
８）管の流れ抵抗及び管における圧力低下
である。

誤差の重要な源は、圧力依存の準静的（ＱＳ）なカフコンプライアンスの一定でない値である。カフコンプライアンスＣ_Cは、カフ内の空気粒子の数が一定であり、カフ壁の弾性が無視できる場合のカフの体積変化によるカフ内の圧力変化に関する値であり、これは、関数、

により表され、ここでＶ_Cはカフの体積であり、Ｐ_Cはカフ内の圧力である。一次において、これは、ボイルの法則を使用して計算されることができる。このコンプライアンス関数は、カフの圧力に依存して、どれだけ正確にカフが対象の腕に巻きつけられているか、及び腕のサイズ及び機械的特性に依存して変化する。カフ内の圧力は、カフコンプライアンスに対して大きな影響を持つ。

図４は、特定の大人用カフに対する測定されたカフコンプライアンス対カフ圧のプロットを示す。高いカフ圧（＞１００ｍｍＨｇ）において、カフコンプライアンスは、一定に近いが、低圧において、コンプライアンスは、圧力に強く依存する。これは、圧力振動振幅測定において誤差を生じさせ、カフにおける所定の体積変化に関して、圧力変化は、カフコンプライアンスに依存する。適切に体積振動を推定するために、カフコンプライアンスは、全てのカフ圧に対して一定であるべきであり、これは、特に低いカフ圧において、明らかに当てはまらない。図４から、伝達関数（式１）が一定でないことは明らかであり、これは、特に低圧領域（＜６０ｍｍＨｇ）において、例えば低血圧の対象において、パルス圧エンベロープの歪が生じることができることを意味する。結果として、低血圧は、著しく過大評価され、場合により、相対誤差が１０％以上である可能性がある。したがって、特定のカフ圧におけるカフコンプライアンスに対するカフパルス圧測定を修正することは、重要である。

図３ａ、３ｂ及び３ｃは、カフ測定原理のモデルを示す。図３ａは、腕の周りのカフの電気モデルを示す（電気的及び機械的ドメインが同等であることは、当技術分野において周知であり、実際に、電気的ドメインにおける機械的システムを分析することは、しばしば容易である）。腕プラス動脈システム（C_arm_artery）及びカフ（C_Cuff）は、両方とも、可変のコンプライアンスとしてモデル化される（電気モデルにおいて非線形キャパシタンスにより表される）。図３ｂは、腕プラス動脈の典型的な体積‐経壁圧曲線を示し、図３ｃは、カフの典型的な体積‐圧力関係を示す。カフコンプライアンスが、腕プラス動脈コンプライアンスより大幅に大きい（すなわち、カフが、同様の圧力変化に対して、より大幅に大きな体積変化を経験する）ことは、図３ｂ及び３ｃから明らかにみられることができる。

腕プラス動脈の体積は、腕にわたる経壁圧に依存して変化する（ここで、経壁圧は、P_{BloodPressure}-P_skinにより与えられ、内圧血圧は、電圧源３０マイナス外部皮膚圧によりモデル化される）。図３ｂは、図示された例において、典型的な振動振幅が、（外部皮膚圧がゼロである場合に、１２０／８０の血圧において）約０．１ｍｌであることを示す。測定カフは、腕プラス動脈と直列の他の（可変）コンプライアンスとしてモデル化される。カフコンプライアンスは、３つのコンプライアンス、すなわち、（１）カフ内の空気によるコンプライアンス（C_air）、（２）カフ弾性によるコンプライアンス（C_cel）及び（３）腕組織の弾性によるコンプライアンス（C_arm）の並列の組み合わせとしてモデル化されることができる。

カフ測定中に、（図３ａにおいて電流源３１により表される）ポンプ２１は、空気がカフ内に注入されるようにする。結果として、カフの体積は増大され、腕プラス動脈の体積は減少される。カフの体積に対する効果は、カフの著しく大きいコンプライアンスのため、腕プラス動脈の体積に対する効果より著しく大きい。カフ膨張中に、カフ内の圧力は増大し、同時に、腕プラス動脈に対する経壁圧は減少する。経壁圧の変化は、腕プラス動脈における体積の変化をもたらす。（血圧が１２０／８０である）図３ｂにより示される例において、５０ｍｍＨｇのカフ圧がかけられる場合、腕プラス動脈の体積変化ｄＶは、１．０５−０．７５＝０．３ｍｌである（すなわち、この体積変化は、１２０／８０−５０＝７０／３０ｍｍＨｇの圧力変化ｄＰに対応する）。しかしながら、オシロメトリック血圧測定において、原理的に、目標の測定は、血液体積振動振幅変化である。測定されるのは、実際にはカフ圧振動であるが、これらは、腕プラス動脈の体積変化の真の表現であると仮定される（すなわち、圧力変化に対する体積変化の伝達関数が、臨床的に関連する範囲にわたり一定であると仮定される）。

腕プラス動脈の小さな体積変化（〜０．１ｍｌ乃至１ｍｌ）は、腕からカフ内に伝達され、これらの体積変化は、カフ内の圧力変化をもたらす。カフのコンプライアンスが、腕プラス動脈のものより大幅に大きいので、これらの圧力変化は、小さい（図３ｃから見られるように、０．１ｍｌ乃至１ｍｌの体積変化が、非常に小さな圧力変化に変換される）。

明らかに、ハイパスフィルタされたカフ圧振動振幅のエンベロープの形状の歪は、収縮期及び拡張期に対する要求される振幅点と対応する圧力が、前記歪によって変更されるので、推定血圧のシステム的な誤差を生じる。カフ圧及び体積変化は、

により関連付けられ、ここでＶ_aは、動脈体積脈動による腕体積の変化（ｍｌの単位）であり、Ｃ_QSは、圧力依存のＱＳカフコンプライアンス（ｍｌ／ｍｍＨｇの単位）であり、Ｐ_Cは、測定されたカフ圧である。Ｖ_aは、変化する動脈‐カフ経壁圧により時間依存である。カフコンプライアンスが一定である場合、体積及び圧力変化は、互いに比例し、したがって、その比は、カフ圧に依存しない。しかしながら、カフコンプライアンスが圧力依存である場合、微分方程式が解かれる必要がある。

カフコンプライアンスが、カフの巻き付けのきつさ、腕の直径、及び腕の機械的特性（例えば、軟組織の量、軟組織圧力依存コンプライアンス、ヒステリシスによる軟組織特性及び／又は以前の測定）により影響を受けるので、（図４に示されるデータのような）制御された条件下で得られた所定のカフに対するコンプライアンスデータは、振動ＮＩＢＰ測定を修正するためにルックアップテーブル又はフィードフォワードで使用されることができない。したがって、カフコンプライアンスは、実際のＮＩＢＰ測定中に測定されなければならない。

電子工学において、小信号法は、非線形装置の性質を線型方程式で近似するのに一般的に使用される。この方法において、ＤＣバイアスが、装置に印加され、小さいＡＣ信号が、ＤＣ電圧に重ねられる。電圧依存キャパシタンスが、これにより測定されることができる。この方法は、カフコンプライアンスを測定するのに使用されているが、しかしながら、これは、特別な高周波ポンプ及び異なる弁構成を要求するという欠点を持つ。更に、この方法は、カフ‐管の組み合わせのＲＣフィルタ特性のため、及び空気及びカフ体積変化が、空気の圧縮性により同じではないため、誤差の影響を受けやすい。したがって、質量流センサが、使用されなければならない。

圧力依存カフコンプライアンスを決定する他の方法は、ＵＳ５１０３８３３、ＵＳ６０３９３５９及びＵＳ６３０９３５９に記載されている。しかしながら、これらの方法は、全て、大きな欠点に悩まされている。特に、これらは、全てのタイプのＮＩＢＰ装置に対して使用可能ではなく、大きなハードウェア変化（例えば、特別なポンプ、センサ、流量計）を要求し、場合により、測定誤差が大きい。更に、これらの方法は、血圧を測定するためではなく、上腕動脈の特性を決定するために採用された。ＵＳ６３０８６４８は、（圧力依存カフコンプライアンスによる）伝達特性がオシロメトリックＮＩＢＰに使用される圧力エンベロープを修正するのに使用される方法を記載している。しかしながら、この方法も、特殊ハードウェア（剛体コンテナ、２つの圧力ブラダ、固定体積を持つブラダ）を要求し、したがって、従来のＮＩＢＰ装置とともに使用するのに適しておらず、従来の患者モニタとの互換性がない。

カフコンプライアンスの他に、管２７の流れ抵抗も、誤差を生じることができる。これは、ランプ（ramp）中の抵抗圧力低下、又は急速に変化する流れ及び圧力に対するＲＣフィルタ効果が原因であることができる。

血圧の絶対値は、対象が高血圧又は低血圧であるかを決定するのに臨床的に重要であるので、減少された誤差でＮＩＢＰ測定を取得する便利な方法は、価値のあるツールである。したがって、従来のＮＩＢＰ装置及び患者モニタと互換性がありながら、従来のオシロメトリック法より大幅に高い精度を持つ振動ＮＩＢＰ測定を取得することができる改良された方法及び装置に対する要望が存在する。

本発明の目的は、振動ＮＩＢＰ測定から、カフの特性、カフ配置及び異なる対象間の腕のサイズ及び機械的特性のばらつきから生じる誤差を減少させる又は取り除くことである。本発明の特定の実施例は、管流れ抵抗及び管における圧力低下から生じる誤差を減少させる又は取り除こうとする。本発明の追加の目的は、ＮＩＢＰの測定に使用される既存の装置と後方互換性を持つ改良された振動ＮＩＢＰ装置及び方法を提供することである。

したがって、本発明の第１の態様によると、カフベースの振動非侵襲血圧ＮＩＢＰ測定に使用する方法が提供され、前記方法は、
測定期間中にＮＩＢＰ装置のカフ内の空気の体積を次第に変更するステップと、
前記測定期間中に前記カフの中／外への空気の流量の複数の測定値を得るステップと、
前記測定期間中に前記カフ内の空気圧の複数の測定値を得るステップと、
前記測定期間中に得られた前記流量の測定値及び前記空気圧の測定値に基づいて、前記測定期間中の複数の時点における準静的カフコンプライアンスを計算することにより前記準静的カフコンプライアンスとカフ圧との間の関係を決定するステップと、
を有する。

本発明の実施例は、一定でないＱＳカフコンプライアンスから生じるパルス圧力エンベロープの歪による血圧推定の誤差の減少又は除去を可能にする。

有利には、従来のＮＩＢＰ装置のハードウェアに対する小さな変更のみが、本発明の実施例を実施するのに要求される。これは、本発明の実施例が、従来のシングルルーメンカフを使用する通常のＮＩＢＰ測定中に圧力依存カフコンプライアンスが決定されることを可能にすることを意味する。一部の実施例は、従来のシングルルーメンカフを使用する通常のＮＩＢＰ測定中に管抵抗が決定されることをも可能にする。

一部の有利な実施例は、測定時間が短縮されることを可能にする。例えば、カフ圧のランプアップ（ramp up）及びランプダウン（ramp down）の両方の間に取得されたカフコンプライアンス及び管流れ抵抗について修正された測定値を組み合わせることにより、より速いランプ速度（ramp rate）が使用されることができ、全体的な測定時間が減少されることができる。

本発明の一部の好適な実施例において、前記測定期間は、前記カフ内の空気の体積が次第に増大される膨張期間と、前記カフ内の空気の体積が次第に減少される収縮期間とを有する。一部のこのような実施例において、前記膨張期間中に前記カフ内の空気の体積が変更される速度が、前記収縮期間中に前記カフ内の空気の体積が変更される速度とは異なる。一部のこのような実施例において、前記収縮期間中に変更される前記カフ内の空気の体積は、一定ではない。一部のこのような実施例において、前記カフ内の空気の体積は、前記収縮期間中に段階的に変更される。

一部の実施例において、前記方法は、前記カフの中に又は外に流れる空気により通過される管の抵抗を決定するのに前記得られた流量測定値を使用するステップを更に有する。一部のこのような実施例において、前記測定期間中に前記カフ内の空気の体積を次第に変更するステップは、前記カフ内の圧力が前記膨張期間中に所定の速度で増大するように前記カフ内への空気の流れを制御し、この後に、前記カフ内の圧力が前記収縮期間中に所定の速度で減少するように前記カフの外への空気の流れを制御するステップを有する。このような実施例において、前記管抵抗を決定するステップは、
前記膨張期間及び前記収縮期間の各々の間の複数の時点において前記カフの体積を計算するステップと、
前記膨張期間中の所定の体積におけるカフ圧と前記収縮期間中の前記所定の体積におけるカフ圧との間の差を計算するステップと、
を有する。

一部の実施例において、前記測定期間中に前記カフ内の空気の体積が変更される速度は、前記測定期間が前記対象の少なくとも所定の最小数の心拍を含むように選択される。一部のこのような実施例において、前記所定の最小数の心拍は、１０の心拍である。有利には、最小数の心拍を規定する実施例は、可能な限り測定時間を最小化しながら正確な血圧値が得られることができることを保証する。

一部の実施例において、前記ＮＩＢＰ測定装置は、対象の血圧の測定値を取得するように構成される。このような実施例において、前記方法は、前記測定期間中に得られた前記空気圧測定値及び前記準静的カフコンプライアンスとカフ圧との間の決定された関係に基づいて、前記対象の収縮期血圧、前記対象の拡張期血圧及び前記対象の平均血圧の１つ又は複数を計算するステップを更に有する。一部のこのような実施例において、前記計算は、加えて、前記決定された管抵抗に基づく。

一部の実施例において、前記測定期間中に前記カフ内の圧力が変更される速度は、１０ｍｍＨｇ／ｓより大きい。有利には、本発明の実施例は、より高いランプ速度で発生した前記管抵抗の誤差を補償することができ、測定精度を低下することなしに測定時間が減少されることを可能にする。

また、本発明の第２の態様によると、対象の身体部分に巻きつける膨張可能カフを持つＮＩＢＰ測定装置に対する制御ユニットも提供される。前記制御ユニットは、
前記ＮＩＢＰ測定装置及び流量計に制御信号を送信する少なくとも１つの出力部と、
前記ＮＩＢＰ測定装置及び前記流量計から測定値を受信する少なくとも１つの入力部と、
処理ユニットであって、
測定期間中にカフ内の空気の体積を次第に変更し、前記測定期間中に前記カフ内の空気圧の複数の測定値を得るように前記ＮＩＢＰ測定装置を制御し、
前記測定期間中に前記カフの中／外への流量の複数の測定値を得るように前記流量計を制御し、
前記ＮＩＢＰ測定装置により得られた前記空気圧測定値及び前記流量計により得られた前記流量測定値を受信し、
前記受信された流量測定値及び前記受信された空気圧測定値に基づいて、前記測定期間中に複数の時点において前記カフコンプライアンスを計算することにより準静的カフコンプライアンスとカフ圧との間の関係を決定するように構成された処理ユニットと、
を有する。

一部の実施例において、前記処理ユニットは、所定の速度で測定期間中にカフ内の空気の体積を次第に変更するように前記ＮＩＢＰ測定装置を制御するように更に構成される。一部のこのような実施例において、前記処理ユニットは、前記測定期間中の第１の部分の間に第１の速度で及び前記測定期間中の第２の部分の間に第２の異なる速度で測定期間中にカフ内の空気の体積を次第に変更するように前記ＮＩＢＰ測定装置を制御するように構成される。

本発明の第３の態様によると、振動非侵襲血圧ＮＩＢＰ測定に使用するシステムも提供される。前記システムは、
対象の身体部分に巻きつける膨張可能カフを持つＮＩＢＰ測定装置と、
前記カフの中／外への空気の流量を測定するように構成された流量計と、
本発明の第２の態様による制御ユニットと、
を有する。

一部の実施例において、前記流量計は、少なくとも１つの圧力センサを有し、前記ＮＩＢＰ装置は、少なくとも１つの圧力センサを有し、前記流量計に含まれる少なくとも１つの圧力センサは、前記ＮＩＢＰ測定装置にも含まれる。一部のこのような実施例において、前記流量計は、前記流量計は、２つの圧力センサを有し、前記ＮＩＢＰ測定装置は、２つの圧力センサを有し、前記流量計の２つの圧力センサは、前記ＮＩＢＰ測定装置の２つの圧力センサと同じである。このような実施例は、有利には、従来のＮＩＢＰ装置が、非常に小さな修正で、本発明を実施するのに使用されることができることを意味する。

本発明の第４の態様によると、適切なコンピュータ又はプロセッサによる実行時に、前記コンピュータ又はプロセッサが、本発明の第２の態様による制御ユニットとして動作するように構成されたコンピュータ可読コードを有するコンピュータプログラムも提供される。

本発明のより良好な理解のために、及びどのようにして実行されうるかをより明確に示すために、例としてのみ、添付の図面が参照される。

従来のオシロメトリック法及び装置を使用して測定されたカフ圧対時間のグラフである。 従来の振動ＮＩＢＰ測定装置における主要な要素のグラフィック概観を示す。 従来の振動ＮＩＢＰ測定装置に関連する回路図である。 典型的な腕プラス動脈システムの体積‐経壁圧関係を示すグラフである。 典型的なカフの体積‐カフ圧関係を示すグラフである。 典型的なカフに対するカフコンプライアンス対カフ圧のグラフである。 本発明の一実施例によるＮＩＢＰ装置の主要な要素のグラフィック概観を示す。 本発明の第１の実施例による振動ＮＩＢＰ測定において使用する方法を示す。 典型的なカフに対するカフ体積対カフ圧のグラフである。 ２つの異なる方法を使用して得られた図７の典型的なカフに対するカフコンプライアンス対カフ圧のグラフである。 第１の対象に対する修正されていない及び修正された正規化体積エンベロープを示すグラフである。 第２の対象に対する修正されていない及び修正された正規化体積エンベロープを示すグラフである。 本発明の第２の実施例による振動ＮＩＢＰ測定に使用する方法を示す。 本発明の特定の実施例において管抵抗を抽出するのに使用されるヒステリシスループを示す。

本発明の実施例は、ＮＩＢＰ測定中にカフコンプライアンスを測定するのに準静的方法を使用する。当該測定に特有のカフコンプライアンス曲線は、これにより生成され、圧力エンベロープを修正するのに使用される。一定でないカフコンプライアンス及び測定間で変化するカフコンプライアンスによる血圧測定の大きな相対誤差は、これにより減少される又は取り除かれる。

図５は、本発明による方法を実施するのに適した振動ＮＩＢＰ測定に使用する装置５０を示す。図２との比較から見られることができるように、装置５０は、従来の振動ＮＩＢＰ測定装置と同じコンポーネント、特に管５７によりカフ５６に接続されたポンプ５１、第１及び第２の圧力センサ５２、５３、並びに第１及び第２のベン５４、５５を有する。しかしながら、装置５０は、ポンプ５１とカフ５６との間の空気体積流が両方の方向において測定されることができるように構成される。管５７のレイアウトは、第１の圧力センサ５２がポンプ５１とカフ５６との間であり、第１の弁５４が第１の圧力センサ５２とポンプ５１との間であるように、図２に示される従来のレイアウトから修正されている。更に、流れ制限要素５８（例えば、ベンチュリ要素、流れ抵抗、オリフィス等）が、第２の圧力センサ５３と第２の弁５５との間に挿入されている。この構成を用いて、管５７を通る空気体積流は、第２の圧力センサ５３及び流れ制限要素５８の抵抗値を使用して決定されることができる。したがって、装置５０において、圧力センサ５２、５３は、測定中のデュアル機能を持ち、これらは、カフ圧を感知するのと空気体積流を測定するのと両方に使用される。この構成は、従来のＮＩＢＰ装置のハードウェアに対する最小の変化で流れセンサが実現されることを可能にすると理解されたい。しかしながら、第１及び第２の圧力センサ５２、５３が差分圧力センサにより置き換えられる代替実施例が可能である。

図２に示される従来の振動ＮＩＢＰ測定装置が、既知のポンプ特性（すなわち、既知の流れ対出力圧力）と一緒に使用される代替実施例も可能である。このような実施例において、本発明の方法は、前記カフの膨張中にのみ実行されることができる（対照的に、図５に示される装置は、前記カフの膨張及び収縮の両方の間に前記カフコンプライアンスの測定を可能にする）。

図６は、本発明の第１の実施例による振動ＮＩＢＰ測定に使用する方法を示す。ステップ６０１において、圧力ランプは、収縮期血圧より上のカフ圧に到達するように前記カフにかけられる。好適な実施例において、前記圧力ランプは、前記方法が準静的であるように十分にゆっくり（〜５ｍｍＨｇ／ｓ）である。一部の実施例において、前記ランプは、上向きである（すなわち、前記カフ圧は、前記ランプの間に増大する）。代替実施例において、前記ランプは下向きである（すなわち、前記カフ圧は、上記の拡張期から開始し、前記ランプの間に減少する）。一部の実施例において、２つの圧力ランプが使用される（例えば、前記ランプによる前記カフの膨張に対応する上向きランプ及びその後に続く前記弁の１つ又は複数による前記カフの収縮に対応する下向きランプ）。

ステップ６０２において、カフ圧測定は、従来通りに、前記圧力ランプ中に定期的に得られる。２つの圧力ランプが使用される一部の実施例において、カフ圧測定は、両方の圧力ランプ中に定期的に得られる。

ステップ６０３において、前記圧力ランプ中の前記カフ内への空気体積流が測定される。この空気流は、（第２の圧力センサ５３で）流れ制限要素５８における圧力低下を測定することにより測定される。

ここで、

は、標準的な条件下（すなわち、大気圧及び大気温度）の空気体積流量であり、Ｐ_sは標準（すなわち大気）圧であり、Ｐ_ambientは環境気圧であり、Ｒは前記流れ制限要素の抵抗である。大気圧及び大気温度における体積空気流は、

を使用してカフ圧における体積流に変換され、ここで、

は、前記カフ内への空気体積流であり、Ｐ_Cは前記カフ圧であり、γは、等温過程に対して１の値を取り、断熱過程に対して１．４の値を取る定数である。前記方法が準静的である（すなわち本発明による方法における典型的な使用に対する）実施例において、γは近似的に１に等しい。

及び

は、それぞれ、空気体積の時間微分ｄＶ／ｄｔ及び圧力の時間微分ｄＰ／ｄｔに対する代替表記である。流れ圧力センサは、式４の圧力が絶対圧力であるので、絶対圧力を測定すべきである。

ステップ６０４において、前記カフコンプライアンスは、以下の手順を使用して評価される。前記ランプ中の経時的な完全な圧力変化ｄＰ／ｄｔは、（例えば、圧力は測定され、アナログデジタルコンバータによりデジタルドメインに変換され、圧力‐時間の時系列は自動的に入手可能であり、数値微分法が、この場合、ｄＰ／ｄｔを得るのに使用されることができるので）わかり、前記カフ内への空気体積流

は、ステップ６０３からわかる。カフブラダ体積が、圧力ランプアップの開始時に無視されることができる（代替的には、この体積は既知である）と仮定される。時間ｔにおけるカフ体積は、空気体積流

の積分により得られる（これは、管内の空気体積を含む）。一部の実施例において、測定されたカフ圧及び空気流データは、（例えばｆ_c＝０．５Ｈｚを使用して）ローパスフィルタされる。このような実施例において、カフ体積は、前記ローパスフィルタされたデータを使用して計算される。（例えば、異常値、欠けている心拍、不整脈等による）アーチファクトが、前記測定されたデータ内に存在する場合、適切な修正が適用されることができる。

前記圧力ランプがゆっくりである（したがって、前記体積流量が比較的低い）場合、圧力及び流れに対する管抵抗の効果は、無視されることができ、したがって、前記カフ圧は、装置５０により測定された圧力に等しいと仮定される。準静的カフコンプライアンスは、

から計算され、ここでＣ_QSはＱＳカフコンプライアンスであり、

はカフ圧の時間微分である。

代替的には、Ｖ_C及びＰ_Cが（例えば上に記載されたように圧力測定値及び空気流測定値の積分から）既知である場合、圧力Ｐ_Cにおける前記ＱＳカフコンプライアンスは、

を使用して既知のカフ体積‐圧力関係から推定されることができる。好適な実施例において、ステップ６０４の出力は、前記ランプアップの圧力範囲全体にわたってカフコンプライアンスを圧力に関連付けるデータセットである。このデータセットは、次いで、既知の数学的手法を使用して、準静的カフコンプライアンスとカフ圧との間の関係を決定するのに使用されることができる。好適な実施例において、前記決定された関係は、

の形式を持つ。

前記方法の精度を確認するために、前記カフコンプライアンスは、式５を使用して及び式６を使用して計算されることができ、２つの計算の結果が、整合性について比較される。本発明者により実行された実験は、前記準静的方法が、高周波アーチファクトを含まず、通常の振動ＮＩＢＰ血圧測定中に行われることができる前記カフコンプライアンスに対する正確な測定を提供することを示した。図７は、腕上の特定の大人用カフに対するこれらの実験において得られた、測定された静的体積‐圧力曲線を示す。図８は、前記準静的方法を使用して（実線）及び式６と一緒に図７の静的体積‐圧力曲線を使用して（点線）得られた同じカフのカフコンプライアンスを示す。前記準静的方法を使用して得られた前記測定されたカフコンプライアンスが、前記測定された静的体積‐圧力曲線を使用して得られたものと良好に合致することが見られることができる。

ステップ６０５において、ステップ６０４において決定された前記ＱＳカフコンプライアンス−カフ圧関係は、以下のように、血圧エンベロープを修正するのに使用される。第一に、圧力エンベロープは、従来の手法を使用してステップ６０３において得られた前記カフ圧測定値から算出される。一部の実施例において、前記カフ圧は、（例えば〜２５Ｈｚの帯域幅を使用して）高周波アーチファクトを除去するようにローパスフィルタされ、次いで、（例えば〜０．２５Ｈｚのカットオフ周波数を使用して）ＤＣ及び遅いランプ成分を除去するようにハイパスフィルタされ、前記圧力エンベロープは、このフィルタされた信号から算出される。一部の実施例において、（例えば不整脈による）アーチファクトは、この段階において除去される。

一部の実施例において、カフコンプライアンスに対するエンベロープの修正は、式７の数値積分により行われる。代わりに、カフコンプライアンスのばらつきが、特定のカフ圧範囲において小さい場合、修正は、ΔＶ（Ｐ）〜ΔＰ_OSC×Ｃ_QS（Ｐ_C）を使用して行われることができる。体積の次元を持つ修正されたエンベロープは、これにより生成される。この曲線は、体積振動を再医大体積振動により除算することにより（圧力曲線に対して行われるように）無次元単位に正規化されることができる。一部の実施例（例えば、経壁圧の関数としてのカフコンプライアンス及び動脈体積のモデルが既知である実施例）において、エンベロープ修正は、曲線適合法を使用して強化されることができる。当業者が、エンベロープの修正において代替的に採用されることができる様々な数学的手法を知っていると理解されたい。

ステップ６０４において決定されたＱＳカフコンプライアンス‐カフ圧関係が、血圧エンベロープを修正することを伴わないやり方で有益に適用されることができることにも理解されたい。例えば、これは、異なるカフ設計又はブランドのコンプライアンス性質を比較する、及び／又はコンプライアンスばらつきを最小化するようにカフを巻きつけるように医療従事者を訓練するのに使用されることができる。

修正されたエンベロープは、従来のやり方で拡張期及び収縮期血圧を決定するのに使用されることができる（図６においてオプションのステップ６０６と示される）。この手順は、無次元比を使用するので、前記エンベロープの単位により影響を受けない。

図９ａ及び９ｂは、それぞれ、通常の血圧（〜８０／１２０ｍｍＨｇ）を持つ対象及び深刻な低血圧の対象（血圧〜３０／５０）に対して血圧推定に対するエンベロープ修正の影響を示すシミュレーションの結果を示す。前記シミュレーションは、Jeon et. al., World Acad. Sci. Eng. Technol. 2007, 30: 366-371からの上腕動脈の体積‐圧力関係を使用する。図９ａ及び９ｂの各々において、破線曲線は、修正されていない圧力エンベロープであり、実線曲線は、修正された圧力エンベロープである。修正が、正常血圧患者に対して無視できる（〜２０ｍｍＨｇ）が、低血圧の場合に対して、修正が〜６ｍｍＨｇであり、測定値と比較して大きいことが見られることができる。収縮期及び拡張期の変化の他に、（多くの場合、平均血圧として使用される）前記曲線の最大点もシフトされることも見られることができる。修正されていないエンベロープに基づく収縮期、平均及び拡張期血圧値に対する計算値の実際値からの偏差は、臨床的に関連している（〜２０％）。修正されたエンベロープが使用される場合、前記偏差は、大幅に小さい。

したがって、図６の方法は、可変カフコンプライアンスから生じる振動ＮＩＢＰ測定の誤差が減少される又は完全に取り除かれることを可能にする。これは、特定の測定に特有のカフコンプライアンスデータを得るために、実行された各個別のＮＩＢＰ測定に対するカフコンプライアンスを測定することにより達成される。このデータは、次いで、変化するカフコンプライアンスの効果について修正される血圧エンベロープを生成するのに使用される。修正されたエンベロープを使用して推定された血圧値は、したがって、従来の手法を使用して推定された血圧値より大幅に正確であることができる。更に、前記方法は、ハードウェアに対する最小限の変化を受けて従来のＮＩＢＰ装置により実施されることができ、血圧測定を実行する時間又は複雑さを増大しない。

比較的高い体積流量において、又は比較的長い及び／又は狭い管が使用される場合、空気流に対する前記管の抵抗（以下、管抵抗と称される）は、もはや無視されることができない前記管における圧力低下をもたらす。これは、著しい付加的な誤差（１乃至１０ｍｍＨｇの範囲）を引き起こし、これは、前記管抵抗が既知である場合に修正されることができる。カフコンプライアンスのように、管抵抗は、温度により及び前記管の正確な経路（すなわち、前記管における折り曲げ又は湾曲）により影響を受けるので、ＮＩＢＰ測定中に測定されるべきである。

管抵抗は、空気体積流量から推定されることができ、したがって、本発明の実施例は、振動ＮＩＢＰ測定が管抵抗に対して修正されることをも可能にする。これは、本発明の実施例が、結果として生じる血圧測定の精度を減少させることなしにより高いランプ速度を使用することができ、結果として、血圧測定がより短い時間で取得されることを可能にする。測定時間が、任意に短くされることができるわけではなく、血圧エンベロープの計算を可能にするように最小数の心拍（〜１０）が記録されなくてはならないと理解されたい。しかしながら、空気圧及び流れ測定が、ランプアップ及びランプダウン中に取得される場合、ランプ速度は、（例えば、５心拍がランプアップ中に記録されることができ、５心拍がランプダウン中に記録されることができるので）従来の方法と比較して増大されることができる。結果として、全体的な測定時間は、減少されることができる。

これに応じて、図１０は、本発明の第２の実施例による振動ＮＩＢＰ測定に使用する方法を示す。この方法は、前記管の流れ抵抗が前記ＮＩＢＰ測定中に一定である（すなわち前記管ルーメン直径が一定である）と仮定する。ステップ８０１において、速い（〜１０−２０ｍｍＨｇ／ｓ）圧力ランプが、前記カフに適用される。ステップ８０２において、カフ圧測定値は、従来通りに、前記圧力ランプ中に定期的に得られる。ステップ８０３において、前記圧力ランプ中の前記カフ内への空気体積流が、図６のステップ６０３に関連して記載されるように、測定される。

ステップ８０４において、前記管抵抗は、いくつかの可能な方法の１つを使用して決定される。３つのこのような方法が、記載される。

収縮期間の開始後の過渡的な流れ
前記カフの膨張が圧力制御されている場合、管５７の圧力が測定（及び制御）され、カフ内の圧力Ｐ_Cは、

により与えられ、ここでＰ_Tubeは管５７における圧力であり、Ｒ_Tubeは管５７の抵抗である。ランプ期間の終了時に、流れがゼロである場合、Ｐ_Tube及びＰ_Cは等しい。次いで、前記カフは、第１及び第２の弁５４、５５の一方を開放することにより収縮される。前記カフから前記開放弁の出口への収縮中の圧力低下は、

により与えられる。前記管抵抗及び前記血圧装置の（既知の）内部抵抗（例えば弁等による寄生抵抗）の和Ｒは、ここで、

を使用して計算されることができ、ここでＲ＝Ｒ_Tube＋Ｒ_intである。高いカフ圧において、流量は非常に高く（〜１ｌ／ｓ）、これは、（例えば乱流、非線形性等により）測定アーチファクトを引き起こす可能性がある。この高い流れの場合に対し、ローパスＲＣネットワークに関して圧力‐時間データを分析することが好ましい。カフコンプライアンスが高圧においてほとんど一定であり、ランプアップフェーズから既知であるので、ＲＣ時間は、決定されることができる。Ｒは、この圧力範囲において決定されることができる。一部の実施例において、より低いカフ圧における離散的な収縮段階が使用される。このような実施例において、圧力（したがってピーク流れ）は、より低く、したがって、測定は、より正確であることができる。Ｒから既知の内部抵抗Ｒ_intを減算することは、Ｒ_Tubeを与える。一部の代替実施例において、前記カフの膨張中に取得された圧力測定値は、Ｒを計算するのに使用される。

流れ制御又は既知の初期流れを用いる方法
（例えばポンプ５１が固定流ポンプである、又は代わりにサーボ制御されるので）空気流が制御されている場合、Ｒ_Tubeは、ランプ期間の終了時に推定されることができる。空気流が停止する場合、管５７において測定された圧力は、前記管における圧力低下が消えるので低下する。観測された圧力低下及びランプアップの終了時における既知の空気流から、前記管抵抗は、式９を使用して推定されることができる。この方法の欠点は、前記カフの機械的ヒステリシスによる第２の圧力低下である。結果的に、速い過渡的な圧力低下のみが考慮されるべきである。一部の代替実施例において、この方法は、カフ膨張の初期フェーズにおいて適用される。このような実施例において、前記ポンプを間欠的に動作し、結果として生じる圧力変化を測定することは、流れが既知であるので、前記管抵抗が（オームの法則を使用して）測定されることを可能にする。

カフ体積‐圧力ヒステリシスループに基づく方法
本発明によると、管５７における圧力（Ｐ_Tube）及びカフ５７内への空気体積流（

）は、両方とも、カフ５６の膨張及び収縮中に高い精度で測定される。カフ体積Ｖ_Cが、次いで、図６のステップ６０４に関連して上で説明されたように、積分により得られる。計算されたＶ_CがＰ_Tubeに対してプロットされる場合、ヒステリシスループが観察される。このようなループ９０の一例が、図１１に示される（ここでＶ_Cはｙ軸上にあり、Ｐ_Tubeはｘ軸上にある）。図９において、前記ループの下側部分９１が膨張を表し、前記ループの上側部分９２が収縮を表す。破線９３は、静的カフ体積−カフ圧関係である。前記ヒステリシスループは、部分的に管５７の流れ抵抗により引き起こされる（他の寄与は、カフ材料ヒステリシスによってもたらされ、静脈流のブロックにより腕体積において増大する）。機械的ヒステリシス及び腕体積の変化の効果を減少させるために、収縮は速くなくてはならない。

前記管抵抗がカフ‐管システムにおいて空気体積のみに依存すると仮定すると、所定のカフ体積における管抵抗Ｒ_Tubeは、膨張及び収縮の両方に対して同じである。管抵抗を決定する現在の方法は、これを利用し、これにより、以下の手順を使用して、単一のステップでＲの圧力依存性及びカフコンプライアンスの両方の決定を可能にする。（この手順は、前記管及びカフが純粋に弾性的であり、腕における血液貯留による腕体積変化が小さく、したがって、ランプダウンが上述のように速いと仮定する）。この例において、カフ圧は、連続的なランプアップ及びランプダウン中にサーボ制御され、しかしながら、この方法は、圧力及び体積制御の異なる実施法でも機能する。

前記カフは、サーボ制御システム（管圧力制御）を使用して所定のランプ速度で膨張及び収縮される。好適な実施例において、ランプダウン速度は、ランプアップ速度より大幅に速い。空気流及び空気圧信号は、ローパスフィルタされ、アーチファクトが除去される。カフ体積は、時間に対して前記処理された空気流を積分することにより得られ、Ｐ−Ｖヒステリシスループは、上記のように測定される。選択されたカフ体積（例えば図８において水平破線８４により表される体積）に対する管抵抗は、

から決定されることができ、ここでｆｌｏｗ１及びｆｌｏｗ２は、前記選択されたカフ体積に対する膨張時及び収縮時における空気流の絶対値であり、ΔＰは、前方流と後方流との間の管圧力の差である。この方法を使用して、未知のカフ体積及びカフ圧を使用して（圧力に対する依存性により）前記管抵抗の体積依存性及び前記修正されたカフ体積‐圧力関係を決定することも可能である。

前記管抵抗、前記カフ圧及び前記カフ体積の全てが既知である場合、前記カフコンプライアンスは、前記静的Ｖ−Ｐ曲線から推定されることができる。好適な実施例において、前記推定は、腕体積変化及びカフヒステリシスの影響を減少するように最短の可能な遅延時間で前記ヒステリシスループの極値（すなわち最高圧及び最低圧）からの測定値を使用して行われる。収縮は、同じ理由で速くなくてはならない。したがって、このヒステリシスループ法は、カフコンプライアンス及び管抵抗の両方が単一の測定で得られることを可能にする。

ステップ８０５において、前記カフコンプライアンスが評価される。一度Ｒが（例えば上記の方法の１つから）既知であると、

から実際のカフ圧Ｐ_C（ｔ）を計算することが可能である。

前記管における空気流及び圧力が既知であるので、カフ圧Ｃ_Cは、図６のステップ６０４に関連して上に記載されたように全てのカフ圧Ｐ_Cに対して決定されることができる。したがって、前記振動ＮＩＢＰ測定は、速い膨張及び収縮速度で、任意の単一のルーメンカフに対する管抵抗及びカフコンプライアンスの両方に対して修正されることができる。

ステップ８０６において、ステップ８０５において計算されたカフコンプライアンスデータ及びステップ８０４において計算された管抵抗は、図６のステップ６０５に関連して上に記載された手順を使用して、前記血圧エンベロープを修正するのに使用される。前記修正されたエンベロープは、次いで、従来通りに拡張期及び収縮期血圧を決定するのに使用されることができる。

上の記載から、ＮＩＢＰ測定が、管抵抗誤差及びカフコンプライアンス伝達特性の両方が考慮に入れられる本発明による方法及び装置を使用して速くかつ正確に行われることができることは明らかである。前記管抵抗を決定することができることは、ランプ速度が（ＮＩＢＰ測定ごとに１０心拍のみが観測されるレベルまで）大幅に増大されることができることを意味する。更に、一部の実施例において、カフ圧データは、膨張及び収縮の両方の間に収集され、更に前記測定に要求される合計時間を減少させる。これは、頻繁なＮＩＢＰ測定が、対象にとって苦痛でありえ、害を生じうるので、有利である。好適な実施例において、測定速度は、信頼できる血圧測定に要求される心拍（又はカフ圧パルス）の数により決定される。より速く、より目立たないＮＩＢＰ測定を可能にする実施例が、（例えば病院において、歩行可能ＮＩＢＰに対して等）頻繁な血圧測定が要求される応用に対して特に適している。

本発明は、図面及び先行する記載において詳細に図示及び説明されているが、このような図示及び説明は、例示的又は典型的であり、限定的ではないと見なされるべきであり、本発明は、開示された実施例に限定されない。

開示された実施例に対する変形例は、図面、開示及び添付の請求項の検討から、本発明を実施する当業者により理解及び達成されることができる。請求項において、単語「有する」は、他の要素又はステップを除外せず、不定冠詞「ある」は、複数を除外しない。単一のプロセッサ又は他のユニットが、請求項に記載された複数のアイテムの機能を満たしてもよい。特定の方策が相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、これらの方策の組み合わせが有利に使用されることができないことを示さない。コンピュータプログラムは、他のハードウェアと一緒に又は一部として供給される光記憶媒体又は半導体媒体のような適切な媒体に記憶／分散されてもよいが、インターネット又は他の有線若しくは無線電気通信システムのような他の形式で配信されてもよい。請求項内のいかなる参照符号も、範囲を限定すると解釈されるべきではない。

Claims (15)

1. カフベースの振動非侵襲血圧（ＮＩＢＰ）測定に使用する方法において、
   測定期間中にＮＩＢＰ測定装置のカフ内の空気の体積を次第に変更するステップと、
   前記測定期間中に前記カフの中／外への空気の体積流量の複数の測定値を得るステップと、
   前記測定期間中に前記カフ内の空気圧の複数の測定値を得るステップと、
   前記カフ内の空気圧の測定値を使用して、前記カフの中／外への空気の体積流量の測定値をカフ圧における体積流量に変換するステップと、
   前記カフ内の空気圧の測定の時間微分を決定するステップと、
   前記測定期間中の複数の時点における準静的カフコンプライアンスを計算することにより前記準静的カフコンプライアンスとカフ圧との関係を決定するステップであって、前記準静的カフコンプライアンスが、前記時間微分に対する前記カフ圧における体積流量の比として計算される、ステップと、
   を有する方法。
2. 前記測定期間は、前記カフ内の空気の体積が次第に増大される膨張期間と、前記カフ内の空気の体積が次第に減少される収縮期間とを有する、請求項１に記載の方法。
3. 前記膨張期間中に前記カフ内の空気の体積が変更される速度が、前記収縮期間中に前記カフ内の空気の体積が変更される速度と異なる、請求項２に記載の方法。
4. 前記収縮期間中に前記カフ内の空気の体積が変更される速度が、一定ではない、請求項２又は３に記載の方法。
5. 前記カフの中又は外に流れる空気により通過される管の抵抗を決定するのに前記得られた体積流量の測定値を使用するステップを有する、請求項１乃至４のいずれか一項に記載の方法。
6. 前記測定期間中に前記カフ内の空気の体積を次第に変更するステップは、前記膨張期間中に前記カフ内の圧力が所定の速度で増大するように前記カフ内への空気の流れを制御し、この後に、前記収縮期間中に前記カフ内の圧力が所定の速度で減少するように前記カフの外への空気の流れを制御するステップを有し、
   前記管抵抗を決定するステップが、
   前記膨張期間及び前記収縮期間の各々の間の複数の時点において前記カフの体積を計算するステップと、
   前記膨張期間中の所定の体積におけるカフ圧と前記収縮期間中の前記所定の体積におけるカフ圧との間の差を計算するステップと、
   を有する、請求項２を引用する場合の請求項５に記載の方法。
7. 前記測定期間中に前記カフ内の空気の体積が変更される速度は、前記測定期間が、対象の少なくとも所定の最小数の心拍を含むように選択される、請求項１乃至６のいずれか一項に記載の方法。
8. 前記ＮＩＢＰ測定装置が、対象の血圧の測定を取得するように構成され、前記方法が、
   前記測定期間中に得られた前記空気圧の測定値及び前記準静的カフコンプライアンスとカフ圧との間の前記決定された関係に基づいて、前記対象の収縮期血圧、前記対象の拡張期血圧及び前記対象の平均血圧の１つ又は複数を計算するステップ、
   を有する、請求項１乃至７のいずれか一項に記載の方法。
9. 前記対象の収縮期血圧、前記対象の拡張期血圧及び前記対象の平均血圧の１つ又は複数の計算が、追加的に前記決定された管抵抗に基づく、請求項５を引用する場合の請求項８に記載の方法。
10. 前記測定期間中に前記カフ内の圧力が変更される速度が、１０ｍｍＨｇ／ｓより大きい、請求項１乃至９のいずれか一項に記載の方法。
11. 対象の身体部分に巻きつける膨張可能カフを持つＮＩＰＢ測定装置に対する制御ユニットにおいて、前記制御ユニットは、
    前記ＮＩＢＰ測定装置及び流量計に制御信号を送信する少なくとも１つの出力部と、
    前記ＮＩＢＰ測定装置及び前記流量計から測定値を受信する少なくとも１つの入力部と、
    処理ユニットであって、
    測定期間中に前記カフ内の空気の体積を次第に変更し、前記測定期間中に空気圧の複数の測定値を得るように前記ＮＩＢＰ測定装置を制御し、
    前記測定期間中に前記カフの中／外への空気の体積流量の複数の測定値を得るように前記流量計を制御し、
    前記ＮＩＢＰ測定装置により得られた前記空気圧の測定値及び前記流量計により得られた前記流量の測定値を受信し、
    前記カフ内の空気圧の測定値を使用して、前記カフの中／外への空気の体積流量の測定値をカフ圧における体積流量に変換し、
    前記カフ内の空気圧の測定値の時間微分を決定し、
    前記測定期間中の複数の時点におけるカフコンプライアンスを計算することにより準静的カフコンプライアンスとカフ圧との間の関係を決定し、ここで前記準静的カフコンプライアンスが、前記時間微分に対する前記カフ圧における体積流量の比として計算される、
    当該処理ユニットと、
    を有する制御ユニット。
12. 振動非侵襲血圧（ＮＩＢＰ）測定に使用するシステムにおいて、
    対象の身体部分に巻きつける膨張可能カフを持つＮＩＢＰ測定装置と、
    前記カフの中／外への空気の体積流量を測定する流量計と、
    請求項１１に記載の制御ユニットと、
    を有するシステム。
13. 前記流量計が、少なくとも１つの圧力センサを有し、前記ＮＩＢＰ測定装置が、少なくとも１つの圧力センサを有し、前記流量計に含まれる少なくとも１つの圧力センサが、前記ＮＩＢＰ測定装置にも含まれる、請求項１２に記載のシステム。
14. 前記流量計が、２つの圧力センサを有し、前記ＮＩＢＰ測定装置が、２つの圧力センサを有し、前記流量計の２つの圧力センサが、前記ＮＩＢＰ測定装置の２つの圧力センサと同じである、請求項１３に記載のシステム。
15. 適切なコンピュータ又はプロセッサにより実行される場合に、前記コンピュータ又はプロセッサが請求項１１に記載の制御ユニットとして動作するように構成されたコンピュータ可読コードを有するコンピュータプログラム。

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