JPH06500029A - 頭蓋内圧を計測するための方法及び装置 - 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】 頭蓋内圧を計測するための方法及び装置発明の背景 発明の分野 本土願Ｉｔ、１９９０年７月３１日に出願された同時係属出願Ｓ。

Ｎ、第０７１５６０．　１６２号の一部継続出願である。

本発明は主に頭蓋内圧の測定に関する。具体的に（瓢　本発明は頭蓋内圧変化の 非観血的測定のための、より優れた方法及び装置の提供に関する。

の　な 頭蓋内圧（ＩｃＰ）の測定（上　頭部外傷　頭蓋内感尭　出血及び水頭症等の症 状のある患者の神経外科的診断方法として定着してきた 一般にｌ！ｌｃＰが２０ｍｍＨＨに達すると注意信号であり、２分を越える時間 の間２５ｍｍＨｇに及んでいると生命に危険があると考えられている。正常なＩ ｃＰは０から４ｍｍＨｇであるとされている。

体腔内の流体圧力の測定に関して数多くの従来技術がある。こうした技術で出願 人の知る、適用可能な技術を以下に述べる。

ｖ−３８５３１１７” 体腔内の流体圧力を、体腔へ　例えば頭蓋内に移植された音響トランスポンダを 使って測定している。音信号をトランスポンダに送って共鳴信号を発生させ、こ の共鳴信号を外部の検知器で受け取る。この方法（上　頭蓋及び頭蓋的流体が優 れた音の導体であり、入力または出力信号を遮断して弱めるような構造物がない という原則に基づいている。移植されるトランスポンダに（よ　機械的には共鳴 構造物として働く隔板が設けられている。しかし、この技術には大きな欠点があ る。それ（表　頭蓋的感染の可能性という大きな危険性を伴う載皿的方法を含ん でいることである。さら１：、音信号を外部の検知器を用いて測定するというこ と東　周囲にある背景ノイズにより、また音信号を受け取る外部検知器を使用す ることで信号強度が減衰してしまうなど、測定される音信号のノイズに対する比 に悪影響を及ぼすことである。最後１：、測定される音（音響信号）信号はＩｃ Ｐの変化に間接的にのみ関連するものであり、不正確な結果を生む可能性がある 。

ブラー’：／　米　４　３６１　１５４ｅ′音が骨を伝わる相対速度を測定する ことで骨の強度を調べる方法について述べている。この方法は特１：、競走馬の 脚の骨の強度を判定することに用いられている。この方法（上　衝撃を吸収する 過程でおきる骨の微小粉砕や微小骨折が繰り返される結果、その骨の部分で測定 される音の速度が減少していくという原理に基づいている。骨が強度をなくすに つれその弾性モジュラスも減少するということは知られていることから、確か１ ：、骨の強度と音響エネルギーが骨を伝わる率との関係はある。しかし、この特 許はＩＣＰの測定にまでは応用できない。

ローゼンフェルド　米　杵　４　５６４　０２２゜刺激により電気的な脳の活動 を起こさせることでＩｃＰを非観血的に判断する方法を含んでいる。具体的に（ よ　患者に光の点灯を見せて視覚的興奮を配こし、それにより視覚で起きた脳か ら出される電位を信号として得る。この視覚による電位は測定可能で、その性質 は子供と大人のどちらでも明確である。この視覚電位の二次マイナス波の潜伏性 を測定することで、被験者のＩＣＰが正確に判定できる。しかし、この判定に到 達するのに使われた方法ｌｔ、ｌｃＰには二次的な関係にある性質の測定に基づ いている。

従って、振動周波数特性等、　ＩｃＰに直接関係する特性の測定から得られるで あろう結果に比べれｌｆ、正確さに劣るであろう。

コスマン　：　４　６７６　２５５” この開示法　頭皮に公知の圧力をかけて、移植されたセンサによってＩｃＰを測 定することに関する特許の一部継続出願である。

この特許自体は五ガ土エゴなＩＣＰの測定に焦点を当てている。

残念ながら、移植（載面的）センサの使用に内在する問題がこの装置にもある。

す・・フナ−米　：４　８６０　７６６ｅ′新生児の胸腔内圧を調べる非観血的 方法を提供している。呼吸のが　新生児の頭蓋骨は互いに相対的に動くが、これ は胸腔空間から、髄液及び動脈を通して頭蓋腔へと圧力波が伝わることによるも のである。この方法はこの原理に基づくものである。頭蓋骨の動きを検短　観察 し、得られる波形は胸腔内圧に直接関係するものである。しかし、この特許はＩ ＣＰの測定に関して当業者には教示するところがない。

’／　１０５８−５５６−Ａ このソビエトの特許はＩＣＰの非観血的測定方法を述べている。

ここで１よ　頭蓋の前部の片側に超音波センサを取り付け、パルス信号をその頭 蓋を通して頭蓋の後頭壁に送り、反射させる。反射した超音波信号を記録し、こ れにより、頭蓋内エコーパルスの振幅に関する一連の公式に基づいてＩｃＰを測 定する。この方法は音を利用するため、この方法にもまた音を使ったＩＣＰの測 定にある間Ｍ（例えＩｔ　信号の対ノイズ比が小さいなど）が伴う。

デ　パイン　Ｉｌｌ　ＩＢＭ　尺 生体内の閉鎖用における内圧の測定を述べている。ここで１表外部から機械的振 動を与えて差動ドツプラーを誘導し、二〇差動ドツプラーにより内圧を判定して いる。この方法は心臓の心室圧力の測定に向けられている。誘導された振動の周 波数　振幅　及び位相を調べ、反射した超音波エネルギーをレシーバにより検知 する。この技術は音の検知を利用しているため、前に述べたような、圧力を測定 するために音を利用することがらくる欠点を克服するものではない。

カスガ「゛のり　におけるパルス２の伝゛　１９８７６”　”’Δ　６６°　９ ０７がら９１４ページ （心ペースメーカを使うことでランダム化した）通常の頚動脈を入力信号、硬膜 外圧パルス波を土力信号として使った頭蓋内圧のパルス波伝達における伝達関数 を数学的にモデル化しようとした試みについて述べている。ここで（上　入力信 号の自己相関関数、及び入出力信号の相互相関関数に最小二乗法を用いて、この 伝達関数を数値的に推定している。その結果によると、パルス波の低い周波数は 頭蓋内腔を伝達する間は抑制さ札　通常の条件の下では頭蓋内腔に共鳴が起こっ ていたことが判明した　この伝達関数及び公知の入力信号を使ってＩｃＰを計算 することが可能かも知れない。しかしながらここで使われた技術には大きな欠点 がある。

最も大きな欠点はこの技術が観梅的であり、頭蓋的感染の危険性を伴うというこ とである。さら１：、この技術を用いるのは難しく、また外科的手術も必要とし 、心ベースメーカの使用に伴う危険性もあるなど、現在の臨床環境において使う ことは難しい。

コステルジャネパツら　「　外圧センサの臨　〜価１９８６　アクタ　ニューロ キルシカ　８３０１０８から１１１ページ この文献（上　頭部外傷に苦しむ数多くの患者にプラスティメト（登録商標）硬 膜外圧センサ（Ｅ　Ｐ　Ｄ）を用いた結果の評価を論じている。二〇ＥＰＤセン サの直径１０ミリメートルのプラスチック製カップ部をバーホール内に配置し、 一つがもう一つより長尺の二つのプラスチック製チューブをこのカップ部に接続 した圧変換器をこの二つのチューブの長い方に接続し、短い方のチューブは止め 栓を介して生理食塩水のリザーバに接続した　通常の心室内圧センサ（ＩＶＰ） をこのＥＤＰセンサのカップ部の隣に設置し、圧力を継続的に記録した　このＩ ＶＰセンサがら得られたＩＣＰの値を、ＥＰＤセンサがら得られた数値と比較し た　この比較の結果ｆ、ｔ、ＥＰＤセンサの出すＩＣＰの値は不正確であること を示していた　この欠点に加えて、このＥＰＤシステムは観梅的であり、それな りの結果を得るために（友　注意してカップ部をバーホールに配置しなければな らないということがある。さら１：、この方法にはセンサが突然働かなくなると いう面もある。

タ　ザワら　「旦　の異なる　位にあ（るＣ５Ｆパルス波のスペクトル　１９８ ６　”　外斗８　び医８Δ　４９°　１１３５から１１４１ペ一ジ通常の条件下 と、生理食塩水をＣＳＦ域内に注入する（ＣＳＦ域内の圧力をこうして上げる） ことで起こした異常な条件の下で、髄液（ＣＳＦ）のパルス波形の振動数スペク トルの変化　血圧からＣＳＦパルスへの振幅伝達関数、及び、ＣＳＦパルスの各 局面のＣ３Ｆ域への伝達を判定することを目的とした研究を論じている。圧変換 器法　背きよくの先端部と胸骨との間の中間点に配置された　通常及び人工的に 高く設定されたＣ３Ｆパルス及び血圧を様々な部位において記録した　この圧力 測定方法には欠点がいくつかある。この方法は観梅的である。さら（：、入力信 号として血圧を用いているが、血圧の値は心拍を挟んで非連続となり、流体圧力 の計算が誤ったものとなりかねない。なぜなら、得られる伝達関数は連続ではな く、ディスクリートな数値となるからである。

セムロー　びフィッシャー　「旦　圧　、のための　載面　アブ０−＋　１９８ ２　３　”　Δ　７”　７３から７二の文献（上　頭蓋骨が圧力を受けたときの 音響伝達特性を測ることによるＩＣＰの測定を議論している。多様なレベルで高 １ＣＰの見られる頭蓋骨に衝撃のような刺激を与えた　頭蓋骨を通して伝わって きた衝撃刺激に対する音響応答を、圧電音響ピックアップを用いて調べた　こう して調べた音響応答に基づいて二次システム応答がモデル化された　二次システ ムの特性である制動要因が高１ｃＰを示すものであることが判明しＬ　しがし、 このＩＣＰ測定方法にはいくつが問題がある。音響伝達測定における信号に１． 、前にも述べたように対ノイズ比が小さい。さら１：、この方法を使って達成さ れるＩｃＰ測定は直接的な測定によるものではなく、人工的な、またしばしば不 正確な性質を持つ数学的システムモデルから得られるものである。　ＩＣＰ測定 の結果も概して不正確になるであろう。

従って、本発明の主な目的１友　上述のような従来技術に見られる問題を克服し た、　ＩＣＰ測定のための方法及び装置を提供することにある。より具体的に（ 飄　本発明の目的（友　頭蓋的感染の危険性を排除した、　ＩＣＰ測定のための 方法及び装置の提供である。

本発明の目的はさら１：、測定される信号の対ノイズ比が乏しいために起きる大 きな誤測定のない、　ＩｃＰ測定のための方法及び装置の提供である。

本発明の目的はさらｌ：、　ＩｃＰに大きく関係する性質を測定する方法及び装 置の提供である。

及更五鷹１ 本発明による方法（表　ヒトまたは動物のＩｃＰの変化を非観血的に（頭蓋骨を 貫通せずに）測定する。

この方法法　ある物質（この場合は骨）の動的振動の性質及び作風　固有周波数 　機械的インピーダンス、干渉性　周波数応答スペクトルが、その弾性物質に与 えられる応力に応じて変化するという物理学的法則に基づいている。

ＩｃＰにより、頭蓋骨に向かう内的圧力という応力がその患者の頭蓋内に生じる 。　ＩｃＰの変化につれて、湾曲した弾性プレートとして作用する頭蓋骨内の応 力も変化する。

従って、頭蓋骨の固有周波数及び周波数応答スペクトルの変化（表　頭蓋骨内で 作用している応力の変化を示し、よってＩｃＰの変化を示すものであるというこ とが判っている。これら固有周波数及び周波数応答スペクトルの変化（よ　骨物 質を伝わる機械的波長を非観血的に生じさせる機械駆動の振動刺激（例えば励振 トランスデユーサやインパクトハンマー）を加えることで測定できる。

この周波数応答スペクトルをセンサ（例えば加速度計、速度センサ、または変位 センサ）により検知し、スペクトルアナライザ、動的信号アナライザ、ネットワ ークアナライザ等のアナライザで励振スペクトルとの比較分析を行う。こうして 本発明により、任意の刺激を与えて得られるスペクトル応答データを随時比較す ることで、　ＩｃＰの経時変化を認知することが可能となる。本発明のいくつか の実施例において（上　刺激を発生させて、与えた時の応答を同じ装置、例えば 衝撃励起トランスデユーサにより、ある患者の頭蓋の同じ部位において検知して いる。しかし、本発明の他の実施例で（上　ある患者の頭蓋に入力信号を発生さ せ、与える部位と、結果としての８力信号を測定するその患者の頭蓋部位とは違 えである。　ＩＣＰの影響を受けない頭蓋部位（例えば側頭骨、蝶形骨、後頭低 部骨の下部部分、頭頂骨下部部分、又は前頭骨下部部分）の周波数応答スペクト ルを測定することで、基線測定値又は正常なＩＣＰ圧力の測定値が得られる。次 にこの基線測定値を用いて、ある患者の正常１ｃＰからのＩＣＰの変化を測定し てもよい。基線Ｉ　ＣＰ　Ｉｔ、正常な患者（高１ｃＰの見られない患者）の周 波数応答スペクトラムを測定しても得られる。

容易に判るよう１：、本発明による方法は従来技術に比べて著しい利点がある。

第一１ミ　ＩＣＰを非観血的に測定することで、観梅的方法に伴う腸感染の危険 性がなくなる。さら（：、本発明は機械的振動の性質を測定するのであって、音 を測定するのではない。

この結棗　従来技術の音響方法に比べて、大変優れた信号／ノイズ比が達成でき るので、その結果も正確である。加えて本発明（表ＩｃＰに直接関係する性質を 測定するのであって、　ＩｃＰに二次的にしか関連性のない性質を測定するので はない。このことによっても、圧力の測定結果が正確なものとなるのである。

殴１色箇厘皇基貝 基本的なＩｃＰ測定装置が添付の図に示されている。

図１（上　励振装置及びセンサとしてのトランスデユーサ、ジェネレータ、及び 分析装置の配置の概略を示した、ヒトの頭蓋の機械的概略を示すブロック図であ る。

図２（友　一連の異なる圧力を加えたときの分析装置の出力ゲイン（ｄ　Ｂ）の 実際の読みを出力周波数（）（ｚ）に対してプロットしたものである。頭蓋の多 様な周波数ハーモニツシスが容易に窺える。

図３（よ　違うもう一つの一連の圧力をかけて行った別の一連の実験における、 出力周波数に対する出力ゲイン（ｄ　Ｂ）の一連のチャートである。　ＩｃＰに 応じた頭蓋の周波数ハーモニツシスのシフトが見られる。

図４（よ　頭蓋内圧の働きで３．３キロヘルツにおけるセンサの出力ゲイン（ｄ 　Ｂ）が変化していくことを示す図２のデータをプロットしたものである。

図５（表　共鳴振動数（）−１ｚ）対ＩｃＰ（ｍｍＨ２０）の図である。この図 ではＩＣＰの働きで共鳴振動数が変化していくことがはっきりと判る。

図６１＆２００から３００ヘルツ域の頭蓋内圧の働きによるセンサの出力ゲイン （ｄ　Ｂ）を図にしたものである。図５及び図６は図３に示されたデータをプロ ットしている。

図７１友　例］で使用された実験装置のブロック図である。

ｌ肌公肛震崖鳳貝 となる　衿の１ 頭蓋は球状の弾性プレートであると考えられることから、頭蓋の振動パターンは 球状の弾性シェルの振動パターンに近い。　（文献］、フォン　ペケシー、ジー 、　：米国音響学会！２０ニア４９（１９４８年）（文献２、フラング、Ｅ、に 、：ＵＳＡＦ、ＷＡＤＣ技術報告、５４−２４．１９５４年）（文献３、ハリス 、シリル：　「衝撃及び振動ハンドブック」、４４［１７ページ、第３版　マグ ロ−ヒル、１９８８年）。観察された共鳴から頭蓋の弾性値を計算すると１．４ Ｘ１０ｐｌＯｄｙｎｅ／ｃｍ２である。頭蓋の基本的共鳴振動数は３００から４ ００ヘルツの間であり、これより高いモードにおける共鳴はおよそ６００から９ ００ヘルツの間である。弾性のため１：、頭蓋骨の固有周波数及び出力周波数応 答スペクトルの変化（友　次のような方法で測定できることが判った 図１に示すよう１：、機械的な励振トランスデユーサ（１ｏ）が頭蓋（４）の外 側に接触をもって非観血的に配置される。この励振トランスデユーサ（上　機械 的な振動波及び／又は衝撃波を、その骨物質の水平方向に伝達させる。頭蓋に与 えられたこの入力振動及び／または衝撃波信号（以下、励起刺激という）農　時 間で変動するシヌソイダルや、周期的な、位相がコヒーレントな、複合、衝東　 又はランダムのファンクションの形を採っていてもよい。　（文献５、ハリス、 シリル：　「衝撃及び振動ハンドブック」２２ｔ　４ページ、第３１１ｉｉ、１ ９８８毛　マグロ−ヒル）。さらに入力信号も連続サムシヌソイドや、広帯域不 規則な、又は狭帯域不規則振動パターンのファンクションの形を採っていてもよ い。

（文献６、ハリス、シリル：　「衝撃及び振動ハンドブック」２２ｔ　２ページ 、第３版マグロ−ヒル、１９８８年）特殊なタイプの衝撃入力信号を用いてもよ い。例え（Ｌ　インパルス、ステップ、ハーフサイン、退化シヌソイド、そして コンプレックスファンクションである。　（文献７、ハリス、シリル：　［衝撃 及び振動ハンドブックＪ２３ｔ２ページ、３２ｔ　６ページ、第３ｆｆｉ　マグ ロ−ヒル、　１９８８年）。

頭蓋に励起刺激を加えることにより、検知トランスデユーサ（］２）により感知 した周波数応答スペクトルの分析ができる。このような分析技術の一つが、伝達 媒体を介して作用する衝撃及び／又は振動刺激のフーリエスペクトルを用いた解 釈である。衝撃又は振動を与える構造物の特性が周波数の関数としてモデル化で きる時（よ　このフーリエの解析を線形系に応用することが可能であろう。この ような特性を伝達関数により数学的にモデル化する。

この際　この伝達関数にｌｉ　励起刺激が作用を及ぼす媒体の特性＋；　ｍ械的 インピーダンス、易動度、透過度を含めてもよい。

よって、衝撃又は振動のソースに対する負荷の影響を評価するの（：、このフー リエ解析を応用してもよい。衝撃のソースは一般に（よ　衝撃を起こす手段と、 刺激を頭蓋に伝達する弾性構造物とから成る。媒体を通して伝達される衝撃又は 振動の性質（友　加えられる負荷の性質の影響を受ける。ソース及び負荷の性質 （飄　機械的インピーダンス又は易動度から定義されるであろう。

一連のフーリエ変換に示される周期振動関数（山　その周波数がすべて基本ハー モニック周波数の倍数となるような正弦波の集合からなる。さらに、周期の各期 間の振幅係数及び位相角度は多様である。

この振幅及び位相データが、線状スペクトル又はディスクリート周波数スペクト ル（垂直線）又はパワースペクトル密度（垂直線の頂点が接している）として知 られる周波数領域図として図示される。できあがった図はＩｃＰの変化による周 波数スペクトルの応答の変化を直接示している。従って本発明を用いて、　ＩＣ Ｐの時間による推移を観察することが可能であろう。

基線又は正常のＩｃＰ値をめるために（友　本発明の根底にある理論をさらに理 解することが必要である。　（もちろん、以下に述べる事柄（よ　基線又は正常 ＩｃＰ値を測定するために見いだされたいくつかの方法を示すよう意図されたも のであって、このような数値を見つけるために可能な手段及び／又は方法を限定 するものでは決してない。他の変更例や応答特性を用いてこのような数値を見つ けることも可能であろう。）負荷又はＩＣＰの変化にさらされる頭蓋骨を、周回 端部を固定させた円盤でモデル化してもよい。この理論上のモデルにより、周辺 端部が固定さ札　中心で変動する負荷を支えている円盤の固有周波数の変化を表 す、次のような数学式が得られる。　（振動ハンドブック４２−から２４ページ ） 仮置はそれぞ札 ｔ＝頭蓋骨の厚さ Ｒ＝円盤の直径 Ｅ＝ギヤング率　ｌ　ｂ／　ｉ　ｎ２）μ＝頭蓋骨の質量密度（ｌ　ｂ−ｓ　ｅ 　ｃ２／　ｉ　ｎ）ｎ、＝物質ポアソン比に基づく係数 Ｎ、＝円盤の周囲に加わる機械的圧迫に基づく係数ＭＬ：ｌＣＰを示す円盤中央 の集中負荷係数を及びＲは任意の患者のための係数である。しかし、この係数は 患者毎に変化するであろう。頭蓋の示す円盤の直径ｆ１　カリパスや定規で測定 される。

円盤（頭蓋骨）の厚さはＣＡＴ　（コンピュータ支援断層撮影法）スキャンで測 定される。ヤング率は人口統計の研究から得られる。

任意の被験体のための基本ハーモニック周波数Ｗ　ｎ　（Ｊ、正常な状態にある （つまり異常なＩｃＰの徴候のない）任意の患者のフーリエ出力周波数応答スペ クトルを観察することで得てもよい。次に上記の等式を解いて任意の患者の正常 なＩＣＰを得るのである。

特定の患者の正常な又はゼロ圧のＩｃＰ基線測定値を得るための方法を他に二つ 、以下に説明する。水頭症等の病歴のある患者に（上　過去その患者のＩｃＰが 正常な間にＩｃＰを定期的に測定して基線分析を行い、緊急時に備えたであろう 。

基線正常圧力はまた、　ＩｃＰの影響を受けない頭蓋部位でのスペクトル応答を 測定することでも確立できよう。このような部位の一つには側頭骨があげられる 。

゛な　の− 図を参照しながら以下説明する。図１及び７に励振トランスデユーサ（１０）が 図示されている。これはブルール・ジャール社のモデル４８１０の励振器である ことが好ましい。この励振トランスデユーサ（１０）を、好ましくはブルール・ ジャール社のモデル１０４９サイン／ノイズ発生器等の信号発生器（１１）で励 起する。この入力信号は信号アナライザー（１４）にも送られる。

この信号アナライザー（１４）ＩＬ　ヒユーレット・パラカード社のモデルＨＰ ３５６２Ａ、低周波スペクトルアナライザー等のスペクトルアナライザーである ことが好ましい。患者の頭蓋（４）内に誘導されたこの信号法　波として頭蓋内 を伝わり、感知トランスデユーサ（１２）に受波される。この感知トランスデユ ーサ（１２）はブルール・ジャール社のモデル４３８４の加速度計であることが 好ましい、受波した信号を次に信号アナライザー（１４）に送る。解析した信号 を次１ミ　ＭＡＴＬＡＢＴ？＋プログラムを持っｉ、８０３８６１８Ｍ　ＰＣコ ンパチブルコンピュータ等のデジタルコンピュータ（１６）に送る。これ（上　 信号をさらに処理して、確定されていた基準値からの変化を見てＩｃＰに関連さ せられるような出力値を得るためである。解析した信号ＥＩＣＰの変化又はＩＣ Ｐの変化に結び付けられるような周波数の分布状況を示すため（：、コンピュー タモニター（１８）上に表示される。

但ユ 上記本発明の理論的基礎をテストするため１：、所定の及び制御された圧力の水 を、チューブ（２６）を介してシリンダ（２１）から注入できるようにした嚢（ ２２）が中に入った頭蓋（４）を用いム　この頭蓋（４）Ｉｔ、周囲からの背景 振動からの影響を受けないよう１：、衝撃吸収クッション（２４）を入れた収納 箱（２３）内に納められた　頭蓋（４）内に注入された水の量は毎回記録さ札　 それから得られたＩＣＰも記録された　信号をこの頭蓋に誘導したが、これ（よ 　まずトランスデユーサ（１ｏ）を頭蓋に接触させた上で、自己相関モードにセ ットした信号発生器（１１）からの信号を、ゲイン１０に設定した増幅器（２ｏ ）にケーブル（２８）を通して送り、最後にもう一本のケーブル（２９）を通し てこのトランスデユーサ（１０）に送ることでなされた　頭蓋（４）内に誘導さ れたこの振動波を、感知トランスデユーサ（１２）で受波し、ケーブル（２５） を通して増幅器（１９）に送った　この増幅器で受波した信号を、さらにケーブ ル（３１）を通して信号アナライザー（１４）に送った　ここでこのアナライザ ーにより入力信号及び出力信号の計算を行い、次にこの計算結果を示す信号を、 ケーブル（３ｏ）を通してデジタルコンピュータ（１６）に送った　デジタルコ ンピュータ（１６）では様々なアルゴリズムを駆使して生データを相関させ、ケ ーブル（３２）を通してスクリーン（１８）に送信した後１：、関連付けされた この生データを記録しＬ　図２及び３（よ　このシステムにより得られた生デー タを圧力を多様に変えたテスト毎にプロットしたものである。さら１：、頭蓋（ ４）内の液体圧力に応じた周波数の関数としてのデシベル出力値も図２及び３に 示されている。次に各曲線上の点を選んでプロットにしたものが図４．５、及び ６であり。

圧力の働きにより、計測される特性が、強度又はモニツク周波数のシフトのどち らかで変化していくことを示しており、この装置が、疑似頭蓋の実験上の応答を 、頭蓋内の液体圧力の関数として明確に相関付けのできる装置であることを示し てい翫標準的な組合せの装置の好適な例が一つ、上述されたが、その改良例は数 多く可能である。

付呈に この付記【友　例１で用いられた装置の技術的特徴で最も重要なものの概観を提 供するものである。

電圧感度　およそ０．　８　ｍ　Ｖ　−ｓ　２／　ｍ周波数帯域　５％　０．　 ２−９．　１００Ｈｚ１０％　０．　１−１２．　６００　Ｈｚキャパシタンス 　１２００ｐＦ 典型的音響感度　０．０１ｍ／ｓ２ 最大作動衝撃　２００ｋｍ／ｓ２ 最大作動　６０　ｋ　ｍ　／　ｓ　２ 連続シヌソイド加速 ピーク ブルール・ジャール社製、モデル４８１０　小振動励振器：フォースレイティン グサインビーク　ＩＯＮ最大ベアテーブル加速ピーク　５００　ｍ／　ｓ　２最 大変位Ｐ−Ｐ６ｍｍ 第−共鳴周波数　１８ｋＨｚ １号又ユ１ ブルール・ジャール社観　モデル１ｏ４９　サイン／ノイズ発生器： 出力モード 正弦波：　０．２Ｈｚ−２００ｋＨｚ 狭帯域ノイズ：　ＢＷＩがら３１６Ｈｚホワイトノイズ：　９屓波数域 ピンクノイズ：　９周波数域 最大８力電圧（電流）　５Ｖ　（１００ｍＡ）歪み 正弦波 ０．２Ｈｚ−１００ｋｌ−１ｚ　−８５ｄＢ未滴１００　ｋ　Ｈｚ　−２００ｋ 　Ｈｚ　−７５ｄ　８未満ランダム ０．２Ｈｚ−１００ｋＨｚ　−７３ｄＢ未満１００ｋＨｚ−２００ｋＨｚ　−６ ３ｄＢ未満１号ヱ丈ｊイゴニ ヒユーレットパラカード壮観　モデルＨＰ３５６２Ａ、低周波スペクトルアナラ イザー： この装置１：ついてはヒュしット・バラカード社の技術説明書を参照されたい。

スペク　ル　ソフ　ウェア マスワークス社ｌ　ＭＡＴＬＡＢＴ”信号処理ツールボックス：これはオプショ ンでＭＡＴＬＡＢ”と併用されるよう設計された拡張モジュールである。デジタ ル信号処理及び時系列解析の分野での応用−特定機能を付加する。信号処理ツー ルボックスの大きな特徴１よ　最も有用なデジタルフィルタリング・パワースペ クトル推測（ＦＦＴ）技術を用いる機能である。このバンケンにより、ディスク リートなフーリエ変換やその他の関連するスペクトル変換が計算できよう、さら に、信号のパワースペクトルの推Ｉｋ広帯域ノイズに埋もれた狭帯域信号の検紙 　パワースペクトル密度、クロススペクトル密度、伝達関数特性　及びコヒーレ ンス関数の計算もこのソフトウェアにより可能となる。

ｎΩ２ ＩＷ蓋内圧（水のインチ） 頭蓋内圧　（水のインチ） 補正書の写しく翻訳文）提出書　（特許法第１８４条の８）１、特許８願の表示 ＰＣＴ／ＵＳ９１１０５３９４ ２、発明の名称 頭蓋内圧を計測するための方法及び装置３、特許出願人 住所　アメリカ合衆国、ニューハンプシャー州　０３０３６゜チェスター　ビー 、オー、ボックス　３４０．コール　ロード　３名称　メゾイス　インコーホレ イテッド代表者　ミック　ニドウィン　シー。

国籍　アメリカ合衆国 ４、代理人 住所　名古屋市中区錦２丁目９番２７号５、補正書の提出年月日 １９９２年８月１４日 ６、添付書類の目録 （１）補正書の写しく翻訳文）　１通 補正書の写しく翻訳文） 請求の範囲 ］、患者の頭蓋内の頭蓋内圧の変化を非観血的に測定する方法であって、 （ａ）所定の入力振動信号を発生させ、前記入力信号を患者の頭蓋上の第一部位 に与え、 （ｂ）モーション検知器を使って患者の頭蓋の第二部位から圧力振動信号を検知 し、前記出力信号は前記入力信号の変化したものであり、前記入力信号の変化（ 友　前記第一部位から前記第二部位へ伝わるときに頭蓋内圧の働きで起きたもの であり、（Ｃ）前記入力及び出力信号のデータ特性をデータベースに記録し、 （ｄ）（ａ）、　（ｂ）、及び（ｃ）のステップを繰り返し、頭蓋内圧の変化を 検知するため１：、前記データベースに記録された前記データを比較する ステップを含む方５．ｔ ２、入力信号が衝撃信号を含む請求項１に記載の方５五３、ステップｄにおける 比較が、ハーモニック周波数の比較を含む請求項１に記載の方法。

４．　ステップｄにおける比較が、周波数応答特性の比較を含む請求項１に記載 の方浅 ５、ステップｄにおける比較が、固有周波数の変化の比較を含む請求項１に記載 の方法。

６、ステップｄにおける比較が、ダイナミック振動作用の変化の比較包含む請求 項］に記載の方５１−７、前記第一部位及び前記第二部位が患者の頭蓋上のほぼ 同じ位置にある請求項１に記載の方シ五 ８、前記発生手段　及び、前記モーション検知器が、励振トランスデユーサを含 む請求項７に記載の方５五９、患者の頭蓋内の頭蓋内圧の変化を非観血的に測定 するための装置であって、 （ａ）所定の入力振動信号を発生させ、前記入力信号を患者の頭蓋上の第一部位 に与えるための手段と、（ｂ）患者の頭蓋の第二部位から出力振動信号であって 、前記出力信号は前記入力信号の変化したものであり、前記入力信号の変化（上 　前記第一部位から前記第二部位へ伝わるときに頭蓋内圧の働きで起きたもので ある信号を検知するための手段と、（ｃ）前記入力及び出力信号のデータ特性を データベースに記録するための手段と、 （ｄ）頭蓋内圧の変化を検知できるよう、前記データベースに記録された前記デ ータを複数の入力及び出力信号と比較するための手段と、 を含む装置 ］０．　前記入力信号を発生させて与えるための手段がインパクトハンマを含む 請求項９に記載の装置。

１］、前記出力信号を検知するための手段が加速度計を含む請求項９に記載の装 置 １２、　前記出力信号を検知するための手段が速度センサを含む請求項９に記載 の装！ １３、　比較手段がマイクロプロセッサを含む請求項９に記載の装Ｌ １４、　前記データベースに記録されたデータがコヒーレンス特性を含む請求項 ９に記載の装！ １５、　前記データベースに記録されたデータをフーリエ変換に２９、　前記第 一部位及び前記第二部位が前記患者の頭蓋上のほぼ同じ位置にある請求項２８に 記載の装置３０、　前記第三部位及び前記第四部位が前記患者の頭蓋上のほぼ同 じ位置にある請求項２８に記載の装！３１、　前記入力信号を発生させ与える手 段がインパクトハンマーを含む請求項２８に記載の装置 ３２、　前記出力信号を検知するための手段が加速度計を含む請求項２８に記載 の装置 ３３、　ステップｆにおける比較手段がマイクロプロセッサを含む請求項２８に 記載の装置 ３４、　入力信号が衝撃を含む請求項２８に記載の装置。

３５、　前記入力信号を発生し与える手段　及び、前記出力信号を検知するため の手段が励振トランスデユーサを含む請求項２８に記載の装置 ３６、　前記第二出力信号を検知するための手段が速度センサを含む請求項２８ に記載の装置 ３７、　前記第二出力信号を検知するための手段が変位センサを含む請求項２８ に記載の装置 ３８、　ステップｆにおいて比較されるデータ特性が周波数応答特性を含む請求 項２８に記載の装置 ３９、　ステップｆにおいて比較されるデータ特性がダイナミック振動作用特性 を含む請求項２８に記載の装置４０、　患者の正常な頭蓋内圧からの該患者の頭 蓋内圧変化を非観血的に測定する方法であって、 （ａ）患者の頭蓋の厚さを、非観血的に厚さを計測する手段を用いて非観血的に 計測し、 （ｂ）所定の入力振動信号を発生させ、前記入力信号を患者の頭蓋上の第一部位 に与え、 （ｃ）患者の頭蓋上で頭蓋内圧変化の影響を受けていない第二部位から、出力振 動信号であって、前記出力信号は前記入力信号の変化したものであり、前記入力 信号の変化（上　前記入力信号が前記第一部位から前記第二部位へと伝わるとき の前記患者の頭蓋内圧の働きによるものである信号を検知し、（ｄ）前記入力及 び出力信号のデータ特性をデータベースに記録し、及び （ｅ）推測手段を用いて、前記データから前記患者の正常頭蓋内圧を推測する フロントページの続き （８１）指定国　ＥＰ（ＡＴ、ＢＥ、ＣＨ，ＤＥ。

ＤＫ、　ＥＳ、　ＦＲ，ＧＢ、　ＧＲ，ＩＴ、　ＬＵ、　ＮＬ、　ＳＥ）、０Ａ （ＢＦ、ＢＪ、ＣＦ、ＣＧ、ＣＩ、ＣＭ、ＧＡ、ＧＮ、ＭＬ、ＭＲ，ＳＮ、ＴＤ 、ＴＧ）、ＡＵ、ＢＢ、　ＢＧ、　ＢＲ，ＣＡ、　Ｃ３，ＦＩ、　ＨＵ、ＪＰ、 　ＫＰ。

ＫＲ，ＬＫ、　ＭＣ，ＭＧ、　ＭＷ、　Ｎｏ、　ＰＬ、　ＲＯ，ＳＤ、ＳＵ

Claims (57)

【特許請求の範囲】
1. １．患者の頭蓋内の頭蓋内圧の変化を非観血的に測定する方法であって、 （ａ）所定の入力振動信号を発生させ、前記入力信号を患者の頭蓋上の第一部位 に与え、 （ｂ）モーション検知器を使って患者の頭蓋の第二部位から出力振動信号を検知 し、前記出力信号は前記入力信号の変化したものであり、前記入力信号の変化は 前記第一部位から前記第二部位へ伝わるときに頭蓋内圧の働きで起きたものであ り、（ｃ）前記入力及び出力信号のデータ特性をデータベースに記録し、 （ｄ）（ａ）、（ｂ）、及び（ｃ）のステップを繰り返し、頭蓋内圧の変化を検 知するために、前記データベースに記録された前記データを比較する ステップを含む方法。
2. ２．入力信号が衝撃信号を含む請求項１に記載の方法。
3. ３．ステップｄにおける比較が、ハーモニック周波数の比較を含む請求項１に記 載の方法。
4. ４．ステップｄにおける比較が、周波数応答特性の比較を含む請求項１に記載の 方法。
5. ５．ステップｄにおける比較が、固有周波数の変化の比較を含む請求項１に記載 の方法。
6. ６．ステップｄにおける比較が、ダイナミック振動作用の変化の比較を含む請求 項１に記載の方法。
7. ７．前記第一部位及び前記第二部位が患者の頭蓋上のほぼ同じ位置にある請求項 １に記載の方法。
8. ８．前記入力信号を発生して与える手段、及び、前記モーション検知器が、励振 トランスデューサを含む請求項１に記載の方法。
9. ９．患者の頭蓋内の頭蓋内圧の変化を非観血的に測定するための装置であって、 （ａ）所定の入力振動信号を発生させ、前記入力信号を患者の頭蓋上の第一部位 に与えるための手段と、（ｂ）患者の頭蓋の第二部位から出力振動信号であって 、前記出力信号は前記入力信号の変化したものであり、前記入力信号の変化は、 前記第一部位から前記第二部位へ伝わるときに頭蓋内圧の働きで起きたものであ る信号を検知するための手段と、（ｃ）前記入力及び出力信号のデータ特性をデ ータベースに記録するための手段と、 （ｄ）頭蓋内圧の変化を検知できるよう、前記データベースに記録された前記デ ータを複数の入力及び出力信号と比較するための手段と、 を含む装置。
10. １０．前記入力信号を発生させて与えるための手段がインパクトハンマを含む請 求項９に記載の装置。
11. １１．前記出力信号を検知するための手段が加速度計を含む請求項９に記載の装 置。
12. １２．前記出力信号を検知するための手段が速度センサを含む請求項９に記載の 装置。
13. １３．比較手段がマイクロプロセッサを含む請求項９に記載の装置。
14. １４．前記データベースに記録されたデータがコヒーレンス特性を含む請求項９ に記載の装置。
15. １５．前記データベースに記録されたデータにフーリエ変換を行う請求項９に記 載の装置。
16. １６．比較手段が周波数スペクトルアナライザーを含む請求項９に記載の装置。
17. １７．前記入力信号が衝撃信号を含む請求項９に記載の装置。
18. １８．前記データベースに記録されたデータが周波数応答特性を含む請求項９に 記載の装置。
19. １９．前記出力信号を検知するための手段が変位センサを含む請求項９に記載の 装置。
20. ２０．前記入力信号を発生させて与えるための手段が励振トランスデューサを含 む請求項９に記載の装置。
21. ２１．（ａ）前記入力信号を発生させて与えるための手段、及び、前記出力信号 を検知するための手段が励振トランスデューサを含み、かつ、 （ｂ）前記第一部位及び前記第二部位が前記患者の頭蓋上のほぼ同じ位置にある 、 請求項９に記載の装置。
22. ２２．比較手段がダイナミック信号アナライザーを含む請求項９に記載の装置。
23. ２３．患者の正常な頭蓋内圧からの該患者の頭蓋内圧変化を非観血的に測定する 方法であって、 （ａ）所定の入力振動信号を発生させ、前記入力信号を、患者の頭蓋上で頭蓋内 圧変化の影響を受けていない第一部位に与え、（ｂ）患者の頭蓋上で頭蓋内圧の 変化を受けていない第二部位から、第一出力振動信号であって、前記出力信号は 前記入力信号の変化したものであり、前記入力信号の変化は、前記患者の正常な 頭蓋内圧の働きで起きたものである信号を検知し、（ｃ）前記入力及び出力信号 のデータ特性をデータベースに記録し、 （ｄ）前記入力信号を再度発生させ、この第二入力信号を、前記患者の頭蓋上で 頭蓋内圧変化の影響を受けた、前記第一及び第二部位とは異なる第三部位に与え 、 （ｅ）前記第一及び第二部位とは異なる第四部位であって、前記第四部位は、前 記患者の頭蓋上で頭蓋内圧変化の影響を受けていない位置にある部位から第二出 力振動信号を検知し、前記第二出力信号の変化は前記患者のその時点での頭蓋内 圧の働きで起きたものであり、 （ｆ）前記入力信号及び前記第二出力信号を前記データベースに含まれるデータ と比較し、前記患者の頭蓋内圧が前記患者の正常な頭蓋内圧とどの程度異なるの かを決定する、ステップを含む方法。
24. ２４．前記第一部位及び前記第二部位が前記患者の頭蓋上のほぼ同じ位置にある 請求項２３に記載の方法。
25. ２５．前記第三部位及び前記第四部位が前記患者の頭蓋上のほぼ同じ位置にある 請求項２３に記載の方法。
26. ２６．ステップｆにおける比較がマイクロプロセッサの使用を含む請求項２３に 記載の方法。
27. ２７．前記入力信号が衝撃信号を含む請求項２３に記載の方法。
28. ２８．患者の正常な頭蓋内圧からの頭蓋内圧変化を非観血的に測定するための装 置であって、 （ａ）所定の入力振動信号を発生させ、患者の頭蓋上で頭蓋内圧変化の影響を受 けていない第一部位に前記入力信号を与えるための手段と、 （ｂ）患者の頭蓋上で頭蓋内圧変化の影響を受けていない第二部位から、第一出 力振動信号であって、前記出力信号は前記入力信号の変化したものであり、前記 入力信号の変化は、前記患者の正常な頭蓋内圧の働きで起きたものである信号を 検知するための手段と、 （ｃ）前記入力及び出力信号のデータ特性をデータベースに記録する手段と、 （ｄ）前記入力信号を再度発生させ、この第二入力信号を、前記患者の頭蓋上で 頭蓋内圧変化の影響を受けた第三部位に与え、（ｅ）前記第一及び頭蓋内圧力の 変化の影響を受けた第二部位とは異なる第四部位であつて、前記第四部位は、前 記患者の頭蓋上で頭蓋内圧変化の影響を受けていない位置にある部位から、変化 が前記患者のその時点での頭蓋内圧の働きで起きたものである第二出力振動信号 を検知する手段と、 （ｆ）前記入力信号及び前記出力信号のデータ特性を前記データベースに含まれ るデータと比較し、前記患者の頭蓋内圧が正常な頭蓋内圧とどの程度異なるのか を決定する手段と、を含む装置。
29. ２９．前記第一部位及び前記第二部位が前記患者の頭蓋上のほぼ同じ位置にある 請求項２８に記載の装置。
30. ３０．前記第三部位及び前記第四部位が前記患者の頭蓋上のほぼ同じ位置にある 請求項２８に記載の装置。
31. ３１．前記入力信号を発生させ与える手段がインパクトハンマーを含む請求項２ ８に記載の装置。
32. ３２．前記出力信号を検知するための手段が加速度計を含む請求項２８に記載の 装置。
33. ３３．ステップｆにおける比較手段がマイクロプロセッサを含む請求項２８に記 載の装置。
34. ３４．入力信号が衝撃を含む請求項２８に記載の装置。
35. ３５．前記入力信号を発生し与える手段、及び、前記出力信号を検知するための 手段が励振トランスデューサを含む請求項２８に記載の装置。
36. ３６．前記出力信号を検知するための手段が速度センサを含む請求項２８に記載 の装置。
37. ３７．前記出力信号を検知するための手段が変位センサを含む請求項２８に記載 の装置。
38. ３８．ステップｆにおいて比較されるデータ特性が周波数応答特性を含む請求項 ２８に記載の装置。
39. ３９．ステップｆにおいて比較されるデータ特性がダイナミック振動作用特性を 含む請求項２８に記載の装置。
40. ４０．患者の正常な頭蓋内圧からの該患者の頭蓋内圧変化を非観血的に測定する 方法であって、 （ａ）患者の頭蓋の厚さを、非観血的に厚さを計測する手段を用いて非観血的に 計測し、 （ｂ）所定の入力振動信号を発生させ、前記入力信号を患者の頭蓋上の第一部位 に与え、 （ｃ）患者の頭蓋上で頭蓋内圧変化の影響を受けていない第二部位から、出力振 動信号であって、前記出力信号は前記入力信号の変化したものであり、前記入力 信号の変化は、前記入力信号が前記第一部位から前記第二部位へと伝わるときの 前記患者の頭蓋内圧の働きによるものである信号を検知し、（ｄ）前記入力及び 出力信号のデータ特性をデータベースに記録し、及び （ｅ）推測手段を用いて、前記データから前記患者の正常頭蓋内圧を推測する ステップを含む方法。
41. ４１．前記データベースに記録された前記データが固有振動数データを含む請求 項４０に記載の方法。
42. ４２．前記データベースに記録された前記データが周波数応答データを含む請求 項４０に記載の方法。
43. ４３．前記第一部位及び第二部位が前記患者の頭蓋上のほぼ同じ位置にある請求 項４０に記載の方法。
44. ４４．ステップｅにおける周波数応答の推測がマイクロプロセッサの使用を含む 請求項４０に記載の方法。
45. ４５．前記入力信号が衝撃信号を含む請求項４０に記載の方法。
46. ４６．患者の正常な頭蓋内圧からの該患者の頭蓋内圧変化を非観血的に測定する システムであって、 （ａ）患者の頭蓋の厚さを非観血的に測定する手段と、（ｂ）所定の入力振動信 号を発生させ、前記入力信号を患者の頭蓋上の第一部位に与える手段と、 （ｃ）前記患者の頭蓋上の第二部位から出力振動信号であって、前記出力信号は 前記入力信号の変化したものであり、前記入力信号の変化は、前記入力信号が前 記第一部位から前記第二部位へと伝わるときの前記患者の頭蓋内圧の働きによる ものである信号を検知する手段と、 （ｄ）前記入力及び出力信号のデータ特性を第一データベースに記録するための 手段と、 （ｅ）前記患者の正常な頭蓋内圧振動信号を、推測手段を用いて前記データから 推測する手段と、 を含むシステム。
47. ４７．前記データ記録手段により記録されるデータが固有振動数データを含む請 求項４６に記載のシステム。
48. ４８．前記データ記録手段により記録されるデータが周波数応答データを含む請 求項４６に記載のシステム。
49. ４９．前記入力信号を発生して与えるための手段がインパクトハンマーを含む請 求項４６に記載のシステム。
50. ５０．前記出力信号を検知するための手段が加速度計を含む請求項４６に記載の システム。
51. ５１．ステップｅにおける推測手段、ステップｆにおける計算手段、ステップｈ における比較手段がマイクロプロセッサを含む請求項４６に記載のシステム。
52. ５２．入力信号が衝撃を含む請求項４６に記載のシステム。
53. ５３．前記入力信号を発生し与えるための手段、及び前記出力信号を検知するた めの手段が、励振トランスデューサを含む請求項４６に記載のシステム。
54. ５４．前記出力信号を検知するための手段が速度センサを含む請求項４６に記載 のシステム。
55. ５５．前記出力信号を検知するための手段が変位センサを含む請求項４６に記載 のシステム。
56. ５６．前記頭蓋の厚さを計測するための手段がコンピュータ支援断層撮影手段を 含む請求項４６に記載の方法。
57. ５７．ステップｄにおいて前記データ記録手段により記録されるデータがダイナ ミック振動作用特性を含む請求項４６に記載のシステム。