JPH01501210A - 血圧監視方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 血圧監視方法および装置 発明の起源 ここに記載された発明は、保健厚生省（Ｄ＠ｐａｒｔｍ＠ｎｔｏｆ　Ｈ＠ａｌｔ ｈ　ａｎｄ　Ｈｕｍａｎ　Ｓ＠ｒｖｉｅｓｓ）からの補助金または奨学金のもと て正規の課程を経て行なわれたものである。

技術分野 この発明は、個々の圧力または力を感知する素子からなる変換器配列を使用する ことによシ、健康な組織をおかさずに血圧を監視する方法および装置に関するも のであシ、また正確な血圧測定値を得るために必要とされる、正確な変換器抑圧 圧力（ｈｏｌｄ−ｄｏ笥ｐｒｓｓｓｕｒ・）を確認する方法および装置に関する ものである。

発明の背景 動脈の圧力変換器を使用する゛血圧の連続測定については、アール・ピー・ピグ リアノ（Ｒ，Ｐ、　Ｂｉｇｌ　１ａｎｏ　）の米国特許番号筒、３．　／　、！ 　、？、　０４　ｒ号、−）−・エル・プレスマン（Ｇ、Ｌ、　Ｐｒ・８ａｎｏ ）　ピー・エム・ニュガード（ＰｍＭ、　Ｎ＠ｖｇａｒｄ　）およびジョンージ エイ・アイグ（Ｊｏｈｎ　Ｊ、　Ｅｉｇｖ）の第３，２／９，０３ｊ−号、イー ・エフ・ブリック（Ｅ、Ｆ、　５ｔｔｃｋ）の第３♂♂４７弘ｊ号、この発明の 発明者の第１Ｉ、２６９．／り３号、およびピー・エム・ニュガード（Ｐａ１ｍ 　Ｎ＠ｗｇａｒｄ　）の第４　！　２　、？、　７３１号、に示され、またジー ＊　工ｆｉｔ−プレスマン（Ｇ−Ｌ、Ｐｒｓｓｓｍａｎ）およびｆ−−エム秦ニ ュガード（ＰＧＭ、　Ｎ＠ｖｇａｒｄ　）による「動脈血圧の連続外部測定用変 換器Ｊ　（Ａ　Ｔｒａｎａｄｕｅ・ｒｆｏｒ　ｔｈ＠Ｃ０ｈｔｉｎｕｏｕｓ　Ｅ ｘｔ＠ｒｎａｌ　Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ　ｏｆＡｒｔｅｒｉｍｌ　Ｂｌｏｏｄ 　Ｐｒｅｓｓｕｒｅ）　米国電子電気技術者協会パイオーメディカル、エレクト リック、／ゾロ３年μ月ｓ　ＰＰ　７　Ｊ　−ｔ　／　（ＩＥＥＥ　Ｔｒａｈｓ 、　Ｂｉｏ−Ｍ＠ｄ、　Ｅｌ＠ｅ、。

Ａｐｒｉｌ　／デ１，３．ｐｐ、７３−ｇ／）と題する論文で公知である。

血圧監視のための代表的血圧測定技術においては。

圧力感知素子の配列を含む変換器が浅在性動脈の上方に配置され、そして動脈を 閉鎖することなく、下に横たわる動脈の壁を扁平にするために、押圧力（ｈｏｌ ｄ−ｄｏｗｎｔｏｒｅ・）が変換器に印加される。動脈内の圧力感知素子は、通 常血圧が測定される。下に横たわる動脈の管腔よシ少なくとも／まわシ小さく、 かつ上記変換器は。

少くとも個々の圧力感知素子の７つが下に横たわる動脈の少なくとも１部分上に おるように配置される。上記圧力感知素子の１つからの出力は血圧監視用に選択 される。従来技術の装置のあるものにおいては、最大脈拍振幅出力を有する圧力 感知素子が選択され、またあるものにおいては、最大脈拍振幅の波形を発生する 素子が事実上１本の動脈の直径内にあって、局所の最小拡張期血圧または最小収 縮期血圧を有する素子が選択される。

選択された圧力感知素子、すなわち動脈上方中央に置かれた感知素子によ力測定 された圧力は、被検者の皮膚に対して上記変換器を押し当てるのに使われる押圧 圧力によるものである。抑圧圧力がむしろ広い圧力範囲内で使われる時に、かな シ正確な血圧測定値が得られるけれども、血圧測定値が最も正確な上記範囲内に 事実上抑圧圧力の独特な値のあることが解った。これがいわゆる被検体の間で変 動する「正儲な」抑圧圧力である。従来式の圧力測定用変換器では、正確な抑圧 圧力はしばしば決定されないので、これによシ血圧測定値が不正確となる。

本発明の目的は、高い精度をもって健康な組織をおかさずに血圧を監視する改良 された圧力測定方法と装置を提供することにある。

本発明の他の目的は１個々の動脈上に置くライダ（圧力感知素子）の配列を有す る変換器の使用を含み。

かつ血圧の読みの精度を保証するため、被検者に上記変換器を保持するのに要す る正確な圧力を決定する手段が設けられるような血圧測定方法と装置を提供する ことにある。

本発明は動脈内血圧の表示である電気的波形の発生用変換器配列を含んでいる。

下に横たわる動脈の中心部上に事実上配置されるように決定される１選択された 圧力感知素子を使用して、少なくとも１つの拡張期血圧、収縮期血圧、または脈 拍振幅対押圧圧力の値の１つの組が、下に横たわる動脈が扁平でない時と、動脈 が閉鎖される時との間の抑圧圧力の範囲にわたって得られる。−多項式が上記値 のセットの中の少なくとも７つに適合し、この多項式から正確な抑圧圧力が決定 される。収縮期または拡張期の血圧対抑圧圧力の値に適する多項式のグラフの最 小勾配の点における抑圧圧力が正確な押圧圧力の表示を与える。脈拍振幅測定値 を使用する正確な押圧圧力の表示は、上記多項式の勾配が零の点、または脈拍振 幅が脈拍振幅対抑圧圧力の値に適する多項式のグラフの最大脈拍振幅の事実上６ ０チである。一対の抑圧圧力の点の中点を定めることによって得られる。下に横 たわる動脈のコンプライアンス、すなわちしなやかさくｃｏｍｐｌｉａｎｔ・） の目安は。

収縮期または拡張期の血圧対押圧圧力の値の一つに適する多項式のグラフの最小 勾配と、下に横たわる動脈の扁平化が始まるよシも低い押圧圧力の範囲にわたっ て、収縮期または拡張期の血圧対抑圧圧力の値の一つの被検者に適する直線の勾 配との比から、または多項式の係数から直接に得られる。下に横たわる動脈の扁 平化が始まる抑圧圧力は、脈拍振幅が、脈拍振幅対抑圧圧力の値に適する多項式 のグラフの最小脈拍振幅の事実上６０チである脈拍振幅における、上記一対の抑 圧圧力の低い方の値とみなされる。

を参照し下記説明から理解されるであろう、しかし。

説明された本発明の実施例は例示したのみであって、本発明がこれに限定される ものでないことが理解されよう０本発明の特徴として信じられる新規な特性は特 に添付の特許請求項に記載されている。図面において各図の同一部品には同一の 参照数字を用いる。

第７図は、撓骨動脈のような浅在性動脈上に典型的に置かれ、動脈血圧の連続外 部測定を行なう血圧変換器ケースの外観を示す。

第２図は、正確な血圧の読みを与えるため、動脈壁が適正に押圧された。動脈と 複数の変換素子（動脈上に置くライダ）間の力の平衡を示す略示図である。

第３図は、第１図の変換器ケースを通して得られる簡易化された垂直断面図と１ 本発明の実施に共に使用される装置のブロック図との組合せである。

第≠図は、血圧波の収縮期と拡張期の血圧および脈拍振幅を説明するための、本 発明を用いて得られる形式の１人体血圧の波形対時間を示す。

第５Ａ図および第５８図は、共に本発明の詳細な説明するのに用いるフローチャ ートを示す。

第６図は、典型的な被検者の拡張期血圧および脈拍振幅対抑圧圧力のプロットを 示す。

第７図は、正確な抑圧圧力の計算の詳細を示す７０−チャートである。

動脈圧力測定用の変換器配列の代表的適用が第１図に示され、ここで普通の腕時 計ケースの外観を有する変換器ハウジング、すなわちケースＩＯが、バンド／ｌ によって手首／コの撓骨動脈上の適正位置に保持される。上記変換器ハウジング ＩＯからコード１６が延び出し、上記へクソング内の変換器配列用の電線が貫通 し、これと共に上記ハウジングを空圧源に連結する小管が延び出している。電線 ｌｔおよび管２０は第３図に示されている゛が、第１図には示されていない。

ここでＭ、２図について説明すると、略示叙械的模型が示され、これが物理的装 置において考照されるべき因子を代表するものである。上記図示模型は、「動脈 血圧の連続外部測定用変換器Ｊ　（Ａ　Ｔｒａｎｓｄｕｃ＠ｒ　ｆｏｒｔｈｅ　 Ｃｏｎｔｉｎｔ＋ｏｕｓ　Ｅｘｔ＠ｒｎａｌ　Ｍ＠ａｒｏｒ＊ｍｅｎｔ　ｏｆ　 ＡｒｔｅｒｉｍｌＢｌｏｏｄ　Ｐｒ＊５ｓｕｒ・）ト題スルノー・エル、ｆレス マン（Ｇ＊Ｌ＊　Ｐｒｏｗ　ｓｍａｎ　）およびピー・エム・ニスガード（Ｐ、 Ｍ。

Ｎ・ｖｇａ＋ｒｄ）　の論文から改造された。上記ジエー・ニス・エラカールの 特許第ｇ、２４５；／９３号に示されているものである。要するに、上記動脈ラ イダを構成する個個の圧力感知素子すなわち変換器１２Ａ−２，２Ｊの配列２２ は、上記ライダの７個または１個以上が完全に動脈２４Ｌをおおって配置される ０個々のライダー２Ａ〜２２Ｊは動脈の直径に対して小さいので、ライダの中の 少なくとも７個は完全に動脈上に在る。皮膚表面＝６と上記変換器の下に横たわ る動脈は、上記変換器に押圧圧力の印加によシ扁平にされねばならない、上記動 脈の中央部上に横たわる１個のライダは、′中央部に配置され九′動脈ライダと して識別され、これから監視血圧用動脈ライダ圧力の読出しが得られる。上記動 脈ライダを選択する手段は、上記ゾエー・ニス・エラカールの特許およびシーφ エルＱプレスマンとピー・エム・ニスガードの論文に開示されている。上記ライ ダ選択手段を使用することによシ１例えばライダ２２Ｅが“中央部に配置された １動脈ライダとして選択され、この場合上記ライダの残余のもの、ここでライダ ２２に一ココＤおよび２２Ｆ−２２Ｊは下に横たわる皮膚と動脈を扁平にするの に役立つ側板を含んでいる。被検者に対する変換器の位置決めによっては、異な る変換器素子が動脈の中央部上に位置決めされることもあ〕、それによって１中 央部に配置された”動脈ライダとして選択される。

撓骨動脈のような浅在性動脈は、８２図において動脈下の基盤シンｇ／Ｉ／２ｇ によって示される骨によって下方から支持される。動脈２１Ｉｔの壁は、その中 に引張力を伝送するが曲げモーメントは伝送しない事笑止膜のような作用をする 。上記動脈の壁は変換器の負荷力に応答し、かつ血圧測定中は上記固定した基盤 ２を上に載っているかのように作動する。′ｌＤ脈壁の有効こわさくａｔｉｆｆ ｎ・ＩＩ）は小さくかつ被検者によって異なる。

従来の物理的装置の機械的模型においては、動脈壁の有効こわさは零とみなされ 、この場合に使用される実際の抑圧圧力は、十分な力で変換器が皮膚表面に押し つけられて下に横たわる動脈を圧縮はするが閉鎖は°しない限シにおいては、血 圧読出しの正確さに影響を及ぼすものとは考えられていなかった０本出願人は血 圧の読出しが、動脈の扁平にされるけれども閉鎖はされない抑圧圧力の範囲内の 押圧圧力によるばかりでなく、最も正確な血圧の続出しは、動脈の扁平化開始圧 力と動脈閉鎖に必要な最小圧力との挙笑上中間に抑圧圧力が選択される時に得ら れることを発見した。上記の正確な抑圧圧力の計算に関連する新規な過程は、第 ２図の機械的模型および第３図に示される全装置の完全な説明に次いで下記に詳 細に記載されている。

上記の図示された装置に関して、変換器ケースＩＯおよびバンドすなわち装着帯 ／４ｔならびにベローｊ弘に印加される空気圧力は、動脈圧力の変化が動脈２＋ を上に横たわる複数のライダに伝送されるように、所要の圧縮力を供給しかクラ イダ、２２人〜ココＪを保持する。このことは図式的に、それぞれライダばね部 材、３０Ａ〜３０Ｊによって支持される個々のライダ、２．２Ａ〜２２Ｊ、剛性 ばね支持板３２および上記はね支持板３２と装着帯装置３ｔとの間の押圧力発生 器３６を示すことによシ説明される。

もし４抑圧力発生器３６がなければ、装着帯装置３ｇとげね支持板３コとの間の 連結は、無限剛性のものとなシ骨構造２ｇに対してライダコ２Ａ〜コーＪをかた く拘束し、これら複数のライダは動脈に対して固定位置に維持されよう、しかし 、実際問題としてこのような装置は実用的ではなく、空気またはその他適当な負 荷装置を含む押圧力発生器３６が、上記装着帯装置３ｔによシライダ２２に一、 ２２Ｊに印加される力を一定に保持するために包含される。上記機械的模型にお いて、押圧力発生器３６のばね定数ｋ（撓みの単位ろたシ圧力）はほぼ零である 。適当な空気負荷装置については、上記引用米国特許第４２１１０３６号、第各 コ４’？、／９３号およびプレスマンとニスガード（Ｐｒｅｓｓｍａｍ　−Ｎ＠ ｖｇａｒｄ　）による米国電子電気技術者協会（ＩＥＥＥ）の論文に図示され、 記載されている。

上記ライダココＡ−２２Ｊが動脈を扁平化しかつ正確な血圧測定を与えるのを保 証するために、複数のライダはばね支持板３２にかたく装着されねばならない。

従って、上記模型のライダばね部材３０Ａ〜３０Ｊは理論上では無限剛性（ばね 定数に＝　ｏｏ　）である。上記様式で装置が操作される限シ、動脈−皮膚装置 用の数値の約７０倍のオーダのばね定数を有するライダばね部材３０Ａ〜、１０ Ｊによシ、模型にならって作成できることが解シ、従って２イダ２２人−２２Ｊ の撓みは小さく；正確な血圧測定は正しい抑圧圧力が用いられる時に得られるこ とが解った。

本発明装置の変換器配列２コ用に使用される形式の実用的な変換器の実際の物理 的構成は、上記記載のジニー・ニス・エラカールの特許第１１，２６９．　／　 ９３号ＩＣ示されている。そこでは変換器配列が示され、個々の変換器（ライダ ）は集積回路技術を用いて作られる薄いモノクリスタルのシリコン基体に形成さ れている。

第３図について説明すると、個々の変換器（図示せず）の配列を含むチップ４Ａ Ｏを備えた。簡易表示された変換器２２が示される。導線４ｔ２は個々の変換器 をマルチプレクサ弘３に接続するため、配＋１！ｉｇに接続する。

第３図に示されるように、ケースＩＯは背壁≠≠と８壁弘６とを有する全体が円 筒形をした中空容器を含む、シリコン変換器テラｆ弘Ｏは、円筒形カップ状変換 器ハウジングｊＯ内のケースの（前面すなわち作用面として示された）回りｔ内 に装着する。上記作用面ｔｉｔｔは、包含された個々の変換器と動脈ライダと一 緒にシリコン変換器チツｆ≠Ｏを含む、チップｔｔｔｏは。

両方とも図示されないが関連する二重インラインソケットにプラグインされる。

従来形セラミック二重インラインパッケージに貼付けられる。シリコーンゴム充 填材ｊ２は、上記ハウジングｊＱの内部でかつ二重インラインパッケージとソケ ットの周シに設けられて。

良好な密封を施し、変換器回路とハウジングｊＯとの間の漏電を防止し、かつ被 検者に対して押圧する扁平面を提供する。変換器の前面弘ｔは、／Ｓクジングｊ Ｏと充填材よ＝の下面を含む。

変換器ハウジングｊＯは、カップ状変換器ノ為り！ンダｊＯの下方外側リップの 周シで密封される、カップ状シリコーンゴムベローズｊ弘により変換器’ｙ−ス ｌＯの内側に固着され、上記ベローズｓｔｗｔは変換器ケースＩＯの外壁内部を 上方に延び出し、リングｊ６で密封され、次いで変換器ケースＩＯの内側背面に 固着かつ密封される。上記ベローズの内側には管２０を介して空気圧力源ｊざに 連結されるチャンバが形成される。圧力制御装置ｓ：ｉｒｈは上記圧力源に包含 される。

可撓性のベローズｊ弘は、変換器ハウジングｊＯと変換器ケース１０の内側との 両方で密封されるので、空気圧力源ｊｔからの加圧空気は作用面４Ｌ、ｒに気圧 負荷をかける。被検者の手首に変換器を装着するととＫよシ、被検者の皮膚に対 して変換器配列によシ加えられる押圧力Ｆ１は、空気圧力の制御によって調整さ れる。

（第２図に示される略示機械的模型においては、押圧力Ｆ１は押圧力発生器３６ によって発生された。）上記のように、変換器２２の個々の変換器＝２Ａ−コ２ Ｊによシ感知された圧力に関する電気信号は、アナログマルチゾレクサ４’３に 入力として供給される。

このマルチブレフサからの信号はアナログ・デジタル（Ａ−Ｄ）変換器６０によ ってデジタル化された後。

このデジタル化信号がメモリ６２Ａおよびクロック６２Ｂを有するデジタルコン ピュータ６２に供給される。その他の情報、例えば被検者の名前、性別１体重。

身長１年齢、腕／手首の寸法等は、キーが−ド４４’を通してコンピュータに供 給される。上記コンピュータの出力は、記録器、陰極線管モニタ、固体素子表示 等を含むデータ表示−記録装置６６に供給される。必要ならば、少なくとも表示 装置の一部は、変換器ケース１０Ｋ含めることもできる。実踪、第３図に示され る全構成部分はこの発明の原理から脱することなくケースＩＯ内に含めることも できる。明らかに、上記コンピュータの出力は、必要に応じてプリンタ、可聴警 報器等に供給することもできる。また、上記コンピュータの出力は線６ｇを通シ 、変換器抑圧圧力の制御のため圧力制御装置へ供給される。

第≠図について説明すると、動脈２４Ａの上方に横たわる圧力感知素子２コＡ− ２２Ｊの中の／側からの出力波形が示されている。上記動脈上方に横たわる他の 圧力感知素子も同様な波形を有している。正しい抑圧圧力と６中央部に配置され た２動脈ライダ（すなわち。

動脈上方はぼ中央部に配置された２イダ）の正確な選択によって、上記波形は、 下方に横たわる動脈内の被検者の血圧を代表するものである。収縮期血圧、拡張 期血圧および脈拍振幅が波形上に示され、ここで脈拍振幅は与えられた心拍の収 縮期血圧と拡張期血圧との差である。

第ｊＡ図と第５８図は、ともに血圧監視装置の全体的、全装置の動作のアルゴリ ズムすなわち算法の７０−チャートを示す、その中に示された若干の動作は。

メモリユニット＆２Ａに含まれたプログラミング命令に応答し、＝ンピュータ６ コの制御下にある。明らかに、ｌまたは７以上のプログラミングステップは示さ れた動作の実行に含まれる。上記ステップのプログラミングは平均プログラマの 技術範囲内に十分大るため、完全なプログラムリストの必快ハないので、ここに は含まれていない。

監視のための準ａｈ、第ｉｏｏ段の５ＴＡＲＴで開始され、この時装置電源をオ ンとし、または図示しない手段によシリセット動作が行なわれ、コンピュータ６ ２のカクンタ、レノスタ、タイマ等が初期設定される。

第１Ｏコ段においては、被検者に関する情報１例えば被検者の名前、性別１体Ｎ 、身長１年齢、腕及び／又は手首の寸法等がキーメート６≠の使用によってコン ピュータメモリに入力される０次に第１Ｑ≠段において、公称押圧圧力（Ｈ−Ｄ 、Ｐ、　）が印加され、その時に圧力源ｊｇからの圧力下の空気が変換器に供給 される。

例えば、大体／２０日ｕｇの押圧圧力が変換器に供給されたとすれば、この圧力 はベローズｊ≠を延ばすことによシ作用面参ざは、変換器ケースＩＯの底面から 短い距離外方に鳥び出る。第１０６段で変換器が一位置で被検者に取シ付けられ 、この位置で変換器配列ココの素子２コＥのような中央に配置された変換素子が 。

動脈２４ｔの中心上に横たわる。勿論、下に横たわる動脈に対する変換器配列の 正確な位ｆＩｔは、被検者又は操作者にも通常明確に見えないので、変換器配列 を適正に配置するため変換器の位ｔｊＬ変更を要求されることもある。

被検者に変換器が取シ付けられると同時に、第１Ｏｇ段に入シ（中央部に配置さ れた変換素子を選択し）この点で動脈の中央部上方に横たわる変換素子が識別さ れる。選択された変換素子の位置は第１１０段で表示される。必要に応じて、第 １Ｏｇ段で選択された正確な変換素子２２人〜コ２Ｊ′４ｃ第１１０段で表示す ること本できる。別法として、たとえば３個の電球の直線配列が設けられ、ここ で中央の電球の点灯が、中央に配置された変換素子が第１０１段で選択されたこ とを示すようにできる６両端部の電球のいずれかの点灯は。

下に横たわる動脈に対する変換器配列の適正な位置決めのために、右方又は左方 に上記変換器の移動が要求されることを示す、上記のように１選択段ｌｏｇは。

拡張期血圧および収縮期血圧の少なくとも１つの局部的最小値を有する７個の圧 力感知素子を選択する手段を含み、上記拡張期および収縮期の血圧は、米国特許 凝性２６ｚ／り３号に開示されているように、最大脈拍振幅の波形を生じる７個 の圧力感知素子の、事実上／ｗＪ脈直後直径内るものである０選択段ｉｏｇに使 用される処理過程で、変換器出力の収縮期血圧および拡張期血圧、脈拍振幅の最 大値、局部的最小値等を識別することを含む上記処理過程は、デジタルコンピュ ータ６２を使用することによシ容易に実行できる・動脈直上の変換素子が選択さ れかつその位置が表示された後、判断の第１／２段に入シ選択された変換素子が 変換器配列の中央部付近にあるか否かを決定する。

もしも、中央部付近になければ、変換器は第１／ＩＩ一段で被検者に関して位置 変更され、第１０ｇ段に再入される。この処理過程は、変換器が被検者に関して 適正に配置されるまで繰シ返される。

判断の第１／コ段が肯定的な時には、使用する抑圧圧力が第１／ｌ、段で計算さ れる。第１／２段における肯定的決定は、操作者に対して第１１コ段から第１／ ｌ。

段へ入るため、「圧力勇整Ｊ　（Ａｄｊｕｓｔ　Ｐｒｅｓｓｕｒｅ）　ｄｔメタ ンまたは同等のものを操作するよう要求する。正確な抑圧圧力の計算（第１／６ 段）に用いられる新規な算法は、第７図に示され、そして下記に説明する。本発 明のために、正確な血圧監視のための正しい押圧圧力が第１／乙段で計算され、 続いて第１／ざ段で計算された押圧圧力がコンピュータ６２による圧力制御装置 ５ｇ人の制御によってセットされることが理解されよう。

上記の正確な抑圧圧力（第１７６段）を計算するために得られかつ使用されたデ ータは、第１／’？段で精度指標の計算に用いられ、この指標は下に横たわる動 脈２！／Ｌのしなやかさの目安を平易に構成する。一般に下に横たわる動脈が、 しなやかになるほど、すなわちこわさがなくなるほど、血圧測定値の精度は良好 となる。しなやかさと精度指標を計算する手段は下記に詳述する。このために上 記精度指標が第１１９段（第５８図）で計算され、その値は後の段で表示するた め血圧測定値と共に記憶される。

被検者に変換器を適正に配置することによって、正確な抑圧圧力が被検者に供給 され、監視装置は正確な血圧の絖出しを得る状態になる。第１２０段で、装置が 動作していることの表示は、「読取シ有効」（Ｒｅａｄｉｎｇｓ　Ｖａｌｉｄ） の語の表示によシ与えられる。明らかに、緑表示灯などの他の表示を、装置の動 作状態を表示するのに用いることもできる。

上記の選択されｆｃ変換累子の出力から、収縮期血圧値と拡張期血圧値が脈拍振 幅値とともに第１ココ股で容易に決定される。また、連続する拡張期血圧または 収縮期血圧間の時間を決定することによって脈拍数が容易に計算される。第７２ 弘段においては、第１１デ段で計算され第７２２段で決定された値が、実際の波 形とともに表示および／または記録される。明らかに。

血圧監視を実施するための使用に依存する。計算されかつ表示される値、これら すべての値の表示は、多くの場合に必要とはされない。例えば、血圧波形は第１ ／デ段と７２２段で確認されたどんな値も計算およ。

び表示せずに記録される。

第７２弘段で収縮期血圧および／または拡張期血圧等の確認された上記値が表示 された後、第１２６段に入シ装置は次の心拍サイクルを待つ。拡張圧点または収 縮圧点は心拍サイクルにおける基準点を確認するのに用いられる０次に判断の第 １２ｇＭに入シこの時機にコンピュータ６２のタイマは予め決められた時間「Ｍ 」、ここでＭは、たとえば３０分の期間として。

ｒＭＪに到達したか否かを決定するためにテストされる。もしも経過時間が予め 決められた期間Ｍを超過すれば、刊ｈｒｉは肯定的でらシ、上記タイマは第１３ ０段でリセットされ、押圧圧力は第１３１段でｔ盆ぼ／２０ｖｍＨｇまで下げら れ、セして心髄ならば正確な押圧圧力の何計算とそのリセットのために、第１／ ｌ、段に再入される。押圧圧力の周期的検査とリセットとは、血圧読出しの長い 期間の精度を保証するのに役立つ。

もしも予め決められた期間を超過していないならば。

中央部変洪素子の選択のため第７３２段に入シ、この段は別記第１Ｏｇ段と同一 である６次に４１＝ｌＩＷｒの第１３弘段に入シ、ここで第７０を段で決定され 選択烙れた変換素子が第７３２段で決定された素子と比較される。

もしも選択された変換器素子に変更がなければ、ゐ１２０段が再入され読取シ有 効が表示される。しかし。

もしも選択された変換素子に変更があれば１判断の第１３≠段が肯定的となシ、 第１３４段に入シ、ここで新しく決定し選択された変換器が表示される。この段 は第１１Ｏ段に相当し、ここで実際の選択された変換素子が確認されるか、また は矢印か光線が下方に横たわる動脈上に変換素子を中央部に再配置すべく移動さ せる必要のある方向を示す、第１３１段で、被検者または操作者に対して、動脈 に関して変換器の移動が起こったことを知らせる警報が発せられる。必要に応じ て、変換器は再配置されて、処理は再び開始される。

もしも、変換器が再配置されず、また処理が終了せずに再び開始されるならば、 第１コ０段が監視処理の継続のため再入されるが、この時は新らしく選択された 変換素子の出力を用いる。

押圧圧力の決定 １）拡張期血圧対抑圧圧力法 第２図について説明すると、拡張期血圧と脈拍振幅対抑圧圧力のプロットが示さ れておシ、これによシ正しい血圧測定に対する正確な抑圧圧力を決定する新規な 方法の理解が容易となろう、このプロットのデータポイントを得る方法を下に記 載する１例えば、第６図の一連の拡張期血圧点に最小２乗法を用いる３次多項式 が、被検者の身体特性に関係なく代表的形状を示す曲ＩＩＩ／４１０１（与える のに適している。

測定データに適した三次多項式は次のように表わされる： Ｐ、１ｆｌ＝　ａ６＋　ａ、Ｐｈ＋　ａ２Ｐｈ＋　ａ、Ｐｈ５（１）ここで ｐｈ＝押圧圧力、および 」。、Ｊｅ’２’および匂は多項式の係数とする。

零とＰ／との間の抑圧圧力に対して、下に横たわる動脈は扁平にならないままで 、測定圧力は主として押圧圧力に依存し、従へ的に動脈内圧力ＳＰ＆によるもの である。上記多項式のグラフはこの範囲を通して比較的面縁である。圧力Ｐ／ま で、第２図に示される装置の＠椋的模型を使用する動脈の有効はね定数は大きい 。

押圧圧力Ｐ／とＰ２との間の抑圧圧力は、下に横たわる動脈を部分的に扁平化す るには十分大きいけれども、上記動脈を閉鎖するに足るほど大きくはない、災験 によれば、圧力Ｐ／とＰ２との間の事実上中間の抑圧圧力が使用される時に、最 も正確な血圧測定が得られることが解った。圧力Ｐ／とＰ２との間の、第２図の 機械的模型を用いる動脈の有効ばね定数は比較的小さい・ 圧力Ｐ２よシも大きな抑圧圧力において、下に横たわる動脈は完全に閉鎖てれ、 さらに上記下に横たわる動脈の有効ばね定数は再び比較的大きくなる。結果的に は、測定した圧力は、動脈内の圧力、Ｐｌには再び事実上依存しなくなシ、また その曲線が圧力２２以上では拳冥土直線となる。第６図に見られるように、下に 横たわる動脈が扁平にされているが閉鎮されていない圧力Ｐ／とＰ２との間で上 記曲線／≠０の勾配は最も小さい、上記記載のように、圧力Ｐ／とＰ２との間で この最小勾配範囲の事実上の中心、すなわち中点が。

正確な血圧測定を得るための正しい押圧圧力である。

この中点はまた上記多項式（方程式ｌ）のグラフの勾配が最小である点と事実上 合致する。従って、正確な押圧圧力値は、拡張期血圧点に適合する多項式のグラ フ／４ＡＯの係数を用いる最小勾配点の場所を定めることによシ各易に決定され る。特に： ここでＰ３は最小勾配の点、で正確な抑圧圧力、および １２および１．は三次多項式の２次の項および３次の項の係数でおる。

第６図の曲線／≠０に対して、　ａｚ”−０，０ｇｌＩ−７ｂ　Ｏおよびｍ　ｓ 　＝Ｑ　０００　／≠弘３ノこれによシ、方程式（１）力為ら約／　？　Ａ　ｓ ｗＨｇという正確な抑圧圧力が示される。

２）収縮期血圧対抑圧圧力法 正確な押圧圧力を決定するために、拡張期血圧対抑圧圧力のプロットを使用する 代シに、収縮期血圧対抑圧圧力点のプロットを用いることもできる。この方法は 、三次多項式が一連の収縮期血圧点に適合される点を除き、前記方法と同じで、 そして方程式（２）が結果として生じた多項式に適用されて、正確な押圧圧力の 表示を与える。

３）脈拍振幅対抑圧圧力法 Ａ、血圧監視に使用するため正確な押圧圧力を決定する第３の方法は、第６図に 示される脈拍振幅対抑圧圧力のプロットを使用することを包含している。拡張期 血圧対抑圧圧力のプロットに・関して、三次多項式が一連の脈拍振幅点に適合さ れて、全体として逆Ｕ字形曲線ｌ弘コを生じる。第６図に示される圧力Ｐ／およ びＰ２に概ね対応する抑圧圧力の値は、脈拍振幅が上記多項式のグラフ１≠２に 関する最大脈拍振幅の０６倍である圧力を選ぶことによシ見出されることが解っ た。第６図において、これらの０．６倍最犬押圧圧力点はＰ　／’およびｐｉと して確認される。正確な抑圧圧力ｐ　３１は、これらの点の間の事実上中間値で ある。この方法を用いることによシ、正しい抑圧圧力はと々る。第６図の曲線ｌ ≠＝に対して、約／　９５　ｍＨｚの正しい抑圧圧力が方程式（３）によって示 される。第６図の拡張期血圧と脈拍振幅プロットが得られた被検者に対して、方 程式（２）および（３）を用いて決定した正確な抑圧圧力は僅かに／　ｍＨｇの 相違しかない、もしも、上記記載の３つの方法を用いて計算された「正しい」抑 圧圧力値が約／　ＯｍＨｇ　ｇ内に一致すれば、上記計算値のどの１つを用いて も事実上正確な血圧測定値が得られる。

Ｂ、脈拍振幅対抑圧圧力法の変形において、上記圧力Ｐ３′が多項式の係数から ａｌｌ見出すこともできる。

例えば、もしも、係数ｊＬ　ｏ　Ｈｌｈ　１　ｐおよび１２　を有する２次長項 式が、脈拍振幅対抑圧圧力データに適合するならば、Ｐ　３’は次式によシ与え られる。

これは上記多項式の最大値に相当する。同様な式が３火炎項式およびさらに高次 の多項式に対して用いられることもできる。

動脈のしなやかさ一精度指標の計算 血圧測定に対する現在形式の圧力測定法の精度は。

下方に横たわる動脈のしなやかさ、またはこわさに依存し；測定の精度は動脈の こわさが増すと共に低下する。動脈のこわさ、またはしなやかさの目安は、Ｍ６ 図の拡張期（または収縮期）血圧曲線ｌ≠Ｏ１たは脈拍振幅曲線／４４２に含ま れるｆＰｔ報を用−て得られる。

特に、ｍ脈のしなやかさの目安は、正確な抑圧圧力Ｐ３における拡張期（または 収縮期）血圧曲線の勾配Ｓ２と、圧力零と抑圧圧力Ｐ／との間の勾配Ｓノとの比 によって与えられる・ 上記記載から、下方に横たわる動脈のしなやかさＣの目安は１次式から理解され よう。

上記説明のように、圧力Ｐ／′およびＰ　２’はグラフ／４Ｌ２の最大脈拍振幅 値の０．６倍に等しく、憂笑上押圧圧力Ｐ／およびＰ２に相応する。勾配Ｓ／は 、匣褪１４Ｌ≠を圧力Ｐ７以下の抑圧圧力に対する。測定拡張期血圧対押圧圧力 点に適合させることによシ犬定される。上記のように下に横たわる動脈の扁平化 は、押圧圧力がＰ／に達するまでは開始されない。正確な押圧圧力Ｐ３における 勾配５２Ｌｆｉ、曲Ｈｉ４ｔｏに関係する多項式（方程式ｌ）の係数を用いて容 易に得られる。

詳細には次の式となる。

もしも、しなやかさ、Ｃの目安が単位に比べて小さければ（たとえばＣ〈θ３） 、上記動脈のこわさは比較的低く、そして動脈内血圧は現在の圧力測定法によシ 比較的正確に測定される。ＣＱ値が増加し単位に近づくことは、動脈のこわさが 比較的大きいことを示し。

比較的不正確な測定値へ纏くであろう。上記方程式（５）から得られるしなやか さのパラメータは、収縮期血圧。

拡張期血圧および脈拍振幅対押圧圧力曲憩の多項式が決定された後に第１／９段 において計算され、そして計算されたしなやかさのパラメータ値は第７２≠段で 表示するために記憶される。上記パラメータ値自体が表示され、ｔたけ上記計算 値に基づいて、精度が「良」。

「可」、「不可」またはこれに類する指示が表示されることもあろう。

第７図の７四−チャードについて説明すると、ここでは押圧圧力計算のための、 第ｊＡ図の第１／ｌ、段の詳叔が示されている。上記のように、第ｓｈ図の判断 の第１／２段が肯定的である場合には、選択された変換素子が変換器配列の中央 部付近におることを示し、正確々押圧圧力が第１Ｉｔ段で計算される。第７図に 示されるように、この段（第１１６段）は、第１ｊＯ段において次の心拍を待つ ことを含み１次いで中央部に配置された変換素子が第１Ｊｒ２段で選択される。

第１ｊμ段において収縮期血圧および拡張期血圧が１選択された変換素子、また はライダから得られた血圧測定値から決定され、また採用された抑圧圧力ととも に。

収縮期血圧と拡張期血圧の値がコンピュータメモリ６２Ａに記憶される＃第１０ 弘段（第５図人）において、約／　２０　ｍＨｇの公称押圧圧力が印加されるの を想起されよう、従って、最初の収縮期血圧値および拡張期血圧値は、上記公称 ／　２０　ｓｍｏｇ押圧圧力を使用して得られる。

第１！６段において抑圧圧力は１例えばｊ　ｍＨｇの増分量だけ増加される０次 いで抑圧圧力が、例えば３００ｍＨｇよシも大きいか否かを決定するために、判 断の亀／ｊざ段に入る。もしも答が否定的ならば、第１ｊＱ段に再入され、ここ で、この大きい押圧圧力に対する。

他の組の収縮期血圧および拡張期血圧が得られ、かり記憶される。

／２０■Ｈｇと３００　ｔｒａｃｔとの間の抑圧圧力に対する。

収縮期血圧値と拡張期血圧値の完全な組が得られた後。

判断の第１ｊｔ段が肯定的ならば第７６０段に入シ。

ここで拡張期血圧が関連収縮期血圧値から減算されることによって、脈拍振幅値 の１つの組が計算される。

この脈拍振幅値は上記収縮期血圧値および拡張期血圧値の組と共にメそりに記憶 される。

第７６一段においては、上記第１ｊ４を段および第１１．０段で得られた。各収 縮期血圧値、拡張期血圧値および脈拍振幅対押圧圧力のデータの組に対して適合 する多項式（代表的には３火炎項式が適合）が計算される。第６図の曲線／４ｔ ＯＯ形は、拡張期血圧と収縮期血圧の両方が抑圧圧力に対しプロットして得られ た形の表現であ〕、また第６図の曲縁／’Ｉ−２は脈拍振幅対抑圧圧力をプロッ トしたものを代表する形状を有している。第７６２段において得られた多項式の 定数と係数は、第１６１ＩＩ一段で使用するために記憶されここで正確な抑圧圧 力が各多項式に対して計算される。

上記のように、収縮期血圧および拡張期血圧対抑圧圧力の複数の点を使用する正 確な抑圧圧力は、上記複数の点に適合し九３次長項式のプロットの最小勾配の点 を定める方程式（２）を用いることによシ得られる。特に、抑圧圧力は、上記多 項式の３次項の係数の３倍で。

２次項の係数を割った値の負数とみなされる。

脈拍振幅対抑圧圧力点の組を用いて、正確な抑圧圧力は、上記複数の点に適合す る多項式のグラフに関し最大脈拍振幅の６０優に事実上等しい脈拍振幅値を７次 計算することにより決定される。脈拍振幅値が最大脈拍振幅の６０チに事実上等 しいグラフに沿う二個の抑圧圧力値が確認され、これら二個の押圧圧力値の平均 値が正確な押圧圧力とみなされる。別法として、多項式の最大値が、多項式の係 数から直接決定され、最大値が正確な抑圧圧力とみなされる。

判断の第１６６段におりては、第１６≠段で計算された３個（または≠個）の抑 圧圧力値が比較され、各圧力値が事実上一致しているか、例えば相互にｌＯｍＨ ｇ以内に一致しているかを決定する。もしも正確な抑圧圧力値が事実上一致して いるならば、判断は背定的となって第１／ｇ段（第ｊＡ図）に入シ、計算された 値の範囲内に押圧圧力がセットされる。もしも押圧圧力が事実上一致していない ならば、抑圧圧力は第７６ｇ段で１例えば／コＱ　ｗＨｇの低い値まで下げられ て、正確な押圧圧力値の再決定のため第１６０段に再入される。

本血圧監視装置の作用については上記記載から明白になったものと信じるが、こ こで簡単に説明する。上記血圧監視装置をオンまたはリセット（第１００段）し た後、被検者に関する情報が、キーメート６４／Ｌ（第１Ｑコ段）を通してコン ピュータのメモリ６２人に入る。約／　２０　ｗ＋Ｈｇの押圧圧力が圧力源ｊざ （第１ｏ４Ａ段）から管コ０を経て変換器に供給され、その後この変換器は被検 者に取シ付けられる（第１Ｑ６段）、変換素子コ、２Ａ−２２Ｊの出力はアナロ グ・デジタル変換器６０でデジタル化された後、処理のためデジタルコンピュー タ６２に供給される。変換素子２．２Ａ〜２コＪのおのおのからの出力を用いて 、下に横たわる動脈上に事実上中央部に配置された変換素子が、血圧測定値が得 られるべき素子として選択される（第１Ｏｔ段）・アナログ回路を用いて、中央 部に配置される変換素子を選択する方法は、米国特許凝性２６８１デ３号に示さ れているが、この方法はデジタルコンピュータ６コを用いることによ）、容易に デジタル的に実行される。選択された変換素子の位置は表示され（第１１Ｏ段） 、そしてもしも選択された素子が変換器配列の中央部付近になければ、上記配列 は位置を変更しく第１／２段と第１１≠段）て中央部に配置される素子の選択処 理が反復される。

上記変換器を被検者に逼正に配置することによル。

正確な血圧測定値を得るため使用する。正しい抑圧圧力が決定される（第１／１ 段）。上記の正確な抑圧圧力を計算するｔつの異なる方法が開示され、その中の ｌ″：）またはそれ以上の方法が監視装置に使われる。第１、第コおよび第ｊｉ 目の方法は、それぞれ収縮期血圧、拡張期血圧、および脈拍振幅対抑圧圧力値定 値を使用し、下に横たわる動脈が扁平でない圧力から、動脈が閉鎖される圧力ま でにおよぶ押圧圧力にわたって得られる。第≠番目の方法は、第３番目の変型で あシ。

前記６０−の点ではなく、多項式の係数の式を使用する。

１つの心拍後（第７図、第１６０段）、下に横たわる動脈上の中央部に配置され た変換素子が選択され（第１３２段）、そして収縮期血圧および拡張期血圧は、 上記選択された変換素子の血圧波形（第≠図）から決定される。これらの最大お よび最小の圧力点は、公知のグログ２之ング法を用いデジタルコンピュータ６２ によル容易に決定される。収縮期血圧と拡張期血圧は、関連する抑圧圧力と共に コンピュータのメモリＡ２Ａに記憶される０次いで抑圧圧力が増分量（例えば５ １取だけ＞ｚｉｓｔ段で増加され、そして、もしも抑圧圧力が約３００　ｓａｎ ｇよシも低ければ、ｒｒシい抑圧圧力に対する収縮期血圧値と拡張期血圧値とが 得られコンピュータのメそりＡ２Ａに記憶される。もしも抑圧圧力が３０ｏｔｍ Ｈｇｙ、上でおれはＣ８１６３段）、この圧力は下に横たわる動脈の閉鎖に必襞 な圧力以上に大きく、収縮期血圧値と拡張期血圧値対押圧圧力値の取得を停止し 、集められたデータに対する脈拍振幅が計算されて記憶でれる。第参図に示され るように、脈拍振幅は、血圧波形の与えられたサイクルに対する収縮期血圧と拡 張期血圧との差から単になシたっている。

最小二乗法を用いる３次長項式は、例えば収縮期血圧、拡張期血圧および脈拍振 幅対抑圧圧力値に適合する（第１４２段）、これらの曲線から、正確な抑圧圧力 値が計算される（第７６μ段）。上記収縮期血圧および拡張期血圧の曲線から、 最小傾斜の点が決定され正確な押圧圧力の指示を与える。この最小傾斜点は。

下に横たわる動脈の扁平化の始まりと、動脈の閉鎖との間の、抑圧圧力の事実上 中間に配置される。上記脈拍振幅曲線から脈拍振幅が最大値のｔＯＳにおける押 圧圧力が決定され、これらの値は下に横たわる動脈の扁平化開始時と、その動脈 の閉鎖時の押圧圧力に事実上等しい、また、正確な押圧圧力は５例えば方程式（ ４）を用いる脈拍振幅値に適合する多項式の係数から決定される。

もしも第７６４を段において計算された複数の「正確な」抑圧圧力が１例えば／ 　Ｑ　ｗＨｇ以内に一致すれば、計算された値の範囲内に抑圧圧力がセットされ （第１ｉｔ段）て、血圧の続取りが現在有効である表示を第１２０段において与 えられる。上記の選択された変換素子の血圧波形は表示または記録され（第１λ ≠段）、そして収縮期血圧および拡張期血圧、ならびに脈拍振幅および脈拍数が 、血圧波形から得られ（第１２２段）。

その後第１コ弘段において表示される。

次の心拍において（第１コロ段）、動作の経過＃閏が予め決められた期間Ｍ１例 えば３Ｑ分、と比較されて、もしもＭ分経過していないならば、中央部に配置さ れた変換素子を選択する処理が行なわれる（第１３２段）、もし本選択された変 換素子が、前回決定されたものと変るならば、この新らしく選択された素子は表 示され（第７３６段）て警報が出される（第７３ｇ段）。

上記変換素子は上記警報に応答して位置を変更でき。

または血圧監視処理が変換器の位置を変更することなく、シかし新らしく選択さ れた変換素子を使用して継続されることができる。もしも第７３μ段において、 選択された変換素子に変シがなければ、上記監視処理は警報を出さずに継続され る。

もしも１判断の第１２ｇ段において、Ｍ分経過したことを表示して応答が肯定的 ならば、第１．３０段でタイマがリセットさｎ、第１３／段で押圧圧力がほぼ／ 　２０　ｗＨｇまで下げられた後、使用されるべき正確な抑圧圧力は、第１／ｌ 、段に再入されることによシ再計算される。

第１／デ段においてｎ反指標が計算された後、これが第１２≠段で表示される。

この精度指標は、傾斜が最小である収縮期（または拡張期）血圧対抑圧圧力曲線 の勾配と、動脈の扁平化が始まる前の曲線に適合する直線の勾配との比とみなさ れる。上記曲線の最小勾配は、この曲線に適合する多項式の係数から容易に決定 され、また直線の勾配は、直線を上記曲線の初期部分に連合させることによル決 定される。下に横たわる動脈の扁平化が始まる抑圧圧力Ｐ　／’は、脈拍振幅対 抑圧圧力曲線／ＩＡ２の最大脈拍振幅点の低い方の６０一点から決定される。

本発明は特許制定法の要求とおシ詳細に説明したもので、それ自体当業者九対し て、他の各種変更と変型のできることを示唆している０例えば、前記弘方法は通 常、はぼ同じ抑圧圧力を生じるので、正確な押圧圧力を決定する上記記載の方法 のうちび方法すべてを用いる必要はない、もしも、１方法だけが用いられると。

第７図のＭ１４１．段とＭ／ｌ、１段は処理過程から削除される。また、−たび 変換器が適正に配置され、かつ正確な押圧圧力が決定されて変換器に印加される と、上記選択された変換素子からの波形は表示、記録等が行なわれ、および／ま たは変換素子から引き出した任意の要望値が表示、記録等されることもできる。

上記血圧波形の任意の使用ができるので、本発明は特定の使用に限定されるもの ではない、また、説明したデジタル処理装置の代りに７血圧波形処理のためのア ナログ回路装置を用いることもできる。最後に、各種構成からなる変換器（単一 素子変換器、容量性、７アイノ９−オグテイク、圧電抵抗性およびその細形式の 力または圧力変換器）が、被検者からの圧力波形ｔ−得るために用いられる。上 記およびその他の変更とに型は、添付された特許請求の範囲に限定された１本発 明の精神とｆ！、１月内に習会てれんｔのぞある。

国際調査報告 １ｍｓｍａｌｅＭｌ　ｈ帥−ｒｍｎ　ｍ、　ＰＣＴ／ＬＩＳ　８７１０２Ｂ２７ 国際調査報告　。Ｓ　８７０２８２７

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．（１）圧力感知素子を含む外部圧力変換器に押圧圧力を印加する過程および 下に横たわる動脈内の血圧の連続測定を得る過程、 （２）第１段の血圧測定から、押圧圧力の範囲にわたり、少なくとも１つの拡張 期血圧，収縮期血圧、および脈拍振幅の値対押圧圧力の１つの組を得る過程、（ ３）第２段で得られた値の少なくとも１つの組に多項式を適合させる過程、およ び （４）第３段で得られた多項式を用いて、正確な血圧測定値に要求される、正し い押圧圧力の表示を得る過程、からなる、血圧測定装置に用いる押圧圧力を決定 する機械装置で実行される（ｍａｃｈｉｎｅ−ｉｍｐｌｅｍｅｎｔｅｄ）方法。 ２．拡張期血圧対抑圧圧力の値の１つの組が第２段で得られる、そして第３段に おいては少なくとも３次の多項式が、拡張期血圧対押圧圧力の値の１つの組に適 合される特許請求の範囲第１項記載の方法。 ３．第４段は、多項式の係数を用いて第３段に適合する多項式のグラフの最小勾 配の点を定めることを含み、該最小勾配の点における押圧圧力が正確な押圧圧力 の表示を与える特許請求の範囲第２項記載の方法。 ４．（５）交換器押圧圧力を、第４段で得られた、前記の表示された押圧圧力に 事実上セットすることを含む特許請求の範囲第３項記載の方法。 ５．収縮期血圧対押圧圧力の値の１つの組が第２段で得られ、そして第３段にお いては少なくとも３次の多項式が、収縮期血圧対押圧圧力の値の上記組に適合さ れる特許請求の範囲第１項記載の方法。 ６．第４段は、多項式の係数を用いて第３段に適合する多項式のダラフの最小勾 配の点を定めることを含み、該最小勾配の点における押圧圧力が正確な押圧圧力 の表示を与える特許請求の範囲第５項記載の方法。 ７．（５）変換器押圧圧力を、第４段で得られた前記の表示された押圧圧力に事 実上セツトすることを含む特許請求の範囲第６項記載の方法。 ８．脈拍振幅対押圧圧力の値の１つの組が第２段で得られ、そして第３段におい て少なくとも２次の多項式が脈拍振幅対押圧圧力の値の上記組に適合される特許 請求の範囲第１項記載の方法。 ９．第４段は、脈拍振幅が多項式のグラフの最大脈拍振幅の事実上６０％である １対の押圧圧力点を定めることを含み、上記１対の押圧圧力点の事実上中点にお ける押圧圧力が正確な押圧圧力の表示を与える特許請求の範囲第８項記載の方法 。 １０．（５）上記押圧圧力を、第４段で得られた、前記の表示された押圧圧力に 事実上セツトすることを含む特許請求の範囲第９項記載の方法。 １１．第４段は、多項式の係数を用いて第３段に適合する多項式のグラフの最大 脈拍振幅の点を定めることを含み、該最大脈拍振幅の点における押圧圧力が正確 な押圧圧力の表示を与える特許請求の範囲第８項記載の方法。 １２．（５）変換器押圧圧力を、第４段で得られた、前記の表示された押圧圧力 に事実上セツトすることを含む特許請求の範囲第１１項記載の方法。 １３．下方に横たわりその内部の血圧が測定される動脈の管腔より少なくとも１ まわり小さく、かつ前記下に横たわる動脈上に事実上中央部に配置する圧力感知 素子を含む圧力変換器で、該圧力感知素子は前記下に横たわる動脈内血圧の関数 である振幅を有する連続波形を生じるようにした圧力変換器、 該圧力変換器に可変押圧圧力を印加する手段、前記押圧圧力の範囲にわたり、少 なくとも１つの拡張期血圧、収縮期血圧、および脈拍振幅の値の１つの組を得る ため前記波形に応答する手段、少なくとも１つの拡張期血圧、収縮期血圧、およ び脈拍振幅対押圧圧力の値の１つの組に多項式を適合させ、該多項式の係数を得 る手段、および前記多項式を用い、正確な血圧測定値を得るのに要求される正し い押圧圧力の表示を得る手段、からなる下方に横たわる動脈内血圧の連続外部測 定を行なう血圧監視装置。 １４．前記波形に応答する手段は、拡張期血圧対押圧圧力点の１つの組を得るた めの手段を含み、前記多項式を適合させる手段は、少なくとも次に示す３次の多 項式： Ｐｍ＝ａｏ　＋ａ１Ｐｈ＋ａ２ｐ２ｈ＋ａ３ｐｈ３ここで Ｐｍ＝測定拡張期血圧、 Ｐｈ＝押圧圧力、および ａ０，ａ１，ａ２、およびａ３は上記多項式の係数とする、を拡張期血圧対押圧 圧力点の前記１つの組に適合させる手段を含み、そして 前記正しい押圧圧力の表示を得る手段は、次の方程式； Ｐ３＝−ａ２／３ａ３ による多項式のダラフの最小勾配の点に、押圧圧力Ｐ３を定める手段を含む、 特許請求の範囲第１３項記載の血圧監視装置。 １５．前記波形に応答する手段は、収縮期血圧対押圧圧力点の１つの組を得るた めの手段を含み、前記多項式を適合させる手段は、少なくとも次に示す３次の多 項式： Ｐｍ＝ａｏ＋ａ１Ｐｈ＋ａ２Ｐｈ２＋ａ３Ｐｈ３ここで Ｐｍ＝測定収縮期血圧、 Ｐｈ＝押圧圧力、および ａｏ，ａ１，ａ２およびａ３は上記多項式の係数とする、を収縮期血圧対抑圧圧 力点の前記の組に適合させる手段を含み、そして 前記正しい押圧圧力の表示を得る手段は、次の方程式；Ｐ３＝−ａ２／３ａ３ による多項式のグラフの最小勾配の点に、押圧圧力Ｐ３を足りる手段を含む、 特許請求の範囲第１３項記載の血圧監視装置。 １６．前記波形に応答する手段は、脈拍振幅対押圧圧力点の１つの組を得るため の手段を含み、前記多項式を適合させる手段は、少なくとも２次の多項式を脈拍 振幅対押圧圧力点の前記の組に適合させる手段を含み、 前記正しい押圧圧力の表示を得る手段は、脈拍振幅が、ダラフの最大脈拍振幅の ６０％に事実上等しい多項式のグラフ上に１対の押圧圧力点を配置する手段を含 み、前記１対の押圧圧力点の事実上平均における押圧圧力が正確な押圧圧力であ る特許請求の範囲第１３項記載の血圧監視装置。 １７．前記波形に応答する手段は、脈拍振幅対押圧圧力点の１つの組を得るため の手段を含み、前記多項式を適合させる手段は、少なくとも２次の多項式を脈拍 振幅対押圧圧力点の前記の組に適合させる手段を含み、そして 前記正しい押圧圧力の表示を得る手段は、前記多項式の係数を用い、脈拍振幅が 最大である押圧圧力と確認する手段を含む特許請求の範囲第１３項記載の血圧監 視装置。 １８．（１）圧力感知素子を含む外部圧力変換器に押圧圧力を印加する過程およ び下に横たわる動脈内の血圧の連続測定を得る過程、 （２）第１段の血圧測定から、押圧圧力の範囲にわたり、少なくとも１つの拡張 期血圧および収縮期血圧対押圧圧力の値の１つの組を得る過程、 （３）第２段で得られた値の１つの組に少なくとも３次の多項式を適合させる過 程、 （４）下に横たわる動脈の扁平化がこれ以下で生じる押圧圧力の範囲にわたり、 第２段で得られた値の補助組に適合した直線の勾配を決定する過程、および（５ ）前記値の組に適合した多項式のグラフの最小勾配を決定する過程で、第５段と 第４段で決定された勾配の比が下に横たわる動脈のしなやかさの目安を与えるよ うにした最小勾配を決定する過程、 からなる動脈のしなやかさの目安を得る機械装置で実行される（ｍａｃｈｉｎｅ ｉｍｐｌｅｍｅｎｔｅｄ）方法。 １９．第５段は、圧力値の前記組に適合する多項式のグラフの最小勾配を決定す る過程に、前記多項式の係数を用いることを含む特許請求の範囲第１８項記載の 方法。２２．（６）第２段に記載の押圧圧力の範囲にわたり，脈拍振幅対押圧圧 力の値の１つの組を得る過程、（７）脈拍振幅対押圧圧力の値の前記組に少なく とも２次の多項式を適合させる過程、 （８）脈拍振幅対押圧圧力多項式のグラフの最大脈拍振幅の６０％に事実上等し い脈拍振幅にかいて、脈拍振幅対抑圧圧力のグラフ上で押圧圧力を確認する過程 、（９）前記直線の勾配を決定するため、第８段において確認した低い方の押圧 圧力を、第４段で用いた押圧圧力の範囲の上端部として使用する過程、を含む特 許請求の範囲第１９項記載の方法。 ２１．下方に横たわる動脈の管腔より少なくとも／まわり小さく、かつ該動脈の 上方に事実上中央部に配置される圧力感知素子を含む圧力変換器てで、該圧力感 知素子は、前記下方に横たわる動脈内血圧の関数である振幅を有する連続波形を 生じるようにした圧力変換器、該圧力変換器に可変押圧圧力をを印加する手段、 前記波形に応答し、押圧圧力の範囲にわたり拡張期血圧値の１つの組、収縮期血 圧値の１つの組、および脈拍振幅値の１つの組を得る手段、 少なくとも１つの拡張期血圧および収縮期血圧対押圧圧力の値の１つの組に、少 なくとも３次の多項式を適合させ、かつ前記脈拍振幅対押圧圧力の値に、少なく とも２次の多項式を適合させる手段、前記脈拍振幅対押圧圧力多項式のグラフの 最大脈拍振幅の６０％に事実上等しい脈拍振幅における最低押圧圧力を確認する 手段、 押圧圧力の範囲にわたり、少なくとも１つの拡張期血圧および収縮期血圧値の補 助組に適合した直線の勾配を決定する手段で、前記押圧圧力以下では、最大値の ６０％に事実上等しい脈拍振幅における最低押圧圧力として確認されるようにし た、直線の勾配を決定する手段、および 拡張期血圧および収縮期血圧対押圧圧力の値の多項式の少なくとも１つのグラフ の最小勾配を決定する手段で、該最小勾配の前記直線の勾配に対する比が下方に 横たわる動脈のしなやかさの目安を与えるようにした最小勾配を決定する手段、 からなる、下方に横たわる動脈内血圧の連続外部測定および前記下方に横たわる 動脈のしなやかさの目安を得る血圧監視装置。 ２２．前記拡張期血圧および収縮期血圧対押圧圧力多項式のグラフの少なくとも １つの勾配が最小である押圧圧力に、変換器の押圧圧力を事実上セットする手段 を食む特許請求の範囲第２１項記載の装置。 ２３．前記脈拍振幅対押圧圧力多項式のグラフの最大脈拍振幅の６０％に事実上 等しい、脈拍振幅多項式における１対の押圧圧力の中点に、変換器の押圧圧力を 事実上セットする手段を含む特許請求の範囲第２１項記載の装置。 ２４．脈拍振幅多項式が最大である押圧圧力に、変換器の押圧圧力を事実上セッ トする手段を含む特許請求の範囲第２１項記載の装置。