JPH084576B2 - 血圧決定装置、平均動脈圧決定装置、心臓血管状態決定装置、および心臓ペースメーカの調整援助装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は一般に血圧決定装置に関するもので、さらに
詳細には、血圧を決定し、平均動脈圧を決定し、心臓血
管ベースメーカーをチューニング（調整）し、且つ療法
士に患者の心臓血管系の動作に関する情報を提供する非
侵入型装置に関するものである。

背景技術 療法士により患者に対してしばしばなされる検査の１
つは、患者の血圧を決定する検査である。患者の血圧を
知ることは、患者の心臓と循環系の機能を全体的に反映
することになるので、血圧はしばしば検査される。

患者と動脈系内の血圧は、圧力パルスのピーク心臓収
縮レベル拡張レベルで表され、心臓出力、周辺の細動脈
抵抗、動脈の伸展性、動脈系内の血液の量及び血液の粘
度で修正される。従って血圧の変化はこれらの測定値の
変化を表す。例えば、初老者における血管の伸展性減少
は拡張圧力を低下させ、細動脈圧力を高めて細動脈高血
圧を生ぜしめる。血液量の増加は収縮成分と拡張成分の
両者を上昇させることがある。

上腕動脈の如き大動脈における通常の血圧は収縮期の
水銀100〜240mm（mmHg）と拡張期における60〜90mHgの
間で変化する。細動脈内の圧力は幾分小さく、血液が毛
細血管内に流入する細小動脈内の圧力は約35mmHgであ
る。しかしながら、通常の血圧は広い変動状態で存在
し、健康な成人では通常の範囲外になることがある。ま
た、この通常の範囲も年齢、性別及び人種と共に変化す
る。例えば、100/60の圧力読取り値は、或る人にとって
正常でも別の人にとって高血圧になり得る。

動脈の血圧は直接的または間接的に測定可能である。
血圧は間接的に測定する最も普通の公知の方法は、血圧
計及び聴診器により行う。血圧計と聴診器による方法の
主たる利点は、療法士にとって使用が簡単であり、非侵
入型であり、比較的廉価なことにある。血圧計と聴診器
は、家庭で血圧検査を行いたいと思っている消費者の手
の届く範囲にそのコストを抑えられる充分廉価なもので
ある場合が多い。血圧計と聴診器による検査方法の使用
上の主たる欠点は、これが提供するデータの量的制限及
びこの方法が比較的不正確であることにある。

血圧の決定に血圧計が使用されるこの方法は比較的簡
単である。折りたたまれた膨張可能な血圧腕カバーを患
者の腕にゆるく滑らかに取付け、腕カバーの遠方縁部分
を前肘くぼみの少なくとも3cm上方に置く。

次に、腕カバー内の圧力は触診可能パルスが消える点
の約30mmHg上方のレベルまで急速に高められる。腕カバ
ーがしぼむのに伴い、触診または聴診で観察できる。パ
ルスを感じることができる点は血圧計から触診細動脈圧
として記録される。

触診法は、通常、前述した方法より好ましい。この方
法の場合、コルトコフ雑音と称する加圧状態下の細動脈
からの振動がインジケーターとして使用される。

触診法を使用して血圧を決定するには、聴診器のベル
またはダイアフラムを腕カバーがゆっくりとしぼむ間に
軽く上腕くぼみ上に押される。血圧の読取りはコロトコ
フ雑音が最初に可聴状態になる時点に始まる。腕カバー
がさらにしぼむのに伴い、コロトコフ雑音が短時間にわ
たり大きくなる。この雑音は次に消音され、最終的には
消える。収縮期の血圧はコロトコフ雑音が可聴状態にな
る点であり、拡張期の血圧はこの雑音が聞かれなくなる
点にある。伝統的な手動式血圧計は、人間の聴覚及び操
作者の経験に極めて依存していることから、不正確な血
圧測定値を提供することがある。

血圧は間接的に測定する前述した「手動式」方法に加
えて、前述したのと同じ理論に基づき血圧を測定する多
数の電子装置が存在している。これらの装置の１つは、
イリノイ州リンカーンシアとマーシャル・メディカル社
で製造されている血圧測定装置であるMASHALL ASTROPUL
SE 78型である。

前述した電子装置による１つの問題は、これらの装置
が極めて正確な血圧測定値を提供しない点にある。電子
装置は血圧決定にあたり通常予め予定される信号状態に
依存するので、患者の全ての血圧を正確に測定すること
ができないであろう。例えば、女性の患者は典型的には
男性の患者より脂肪層が厚い。女性患者の血圧測定の場
合、この厚い脂肪層が正確性を劣るものにする。

前述した間接的血圧測定法で遭遇する他の難点は、幾
分限定された量の情報のみを提供する点にある。特に、
これらの測定法は心臓血管系を流れる血液の量に関係あ
る情報及び心臓の弁の作動といった患者の心臓血管系の
力学に関係ある重大な情報を提供しない。

血圧を測定する他の方法は直接測定法によってであ
る。大動脈の血圧の直接的測定においては、針またはカ
テーテルが患者の上腕橈骨または大腿動脈内に挿入され
る。ヘパリン含有塩溶液が充填されたプラスチック管で
カテーテルを圧力感応装置または歪計変換器に接続す
る。血液が変換器の記録膜上に加える機械的エネルギー
は、水銀数ミリで較正できる電圧または電流の変化に変
換される。次に、電気信号が圧力波を連続的に記録及び
表示する電子記録装置とオシロスコープに送信できる。

この直接的測定法は間接的血圧計法より正確であり、
電気的に集積された平均圧力を与える。しかしながら、
理解される如く、直接測定法には多数の欠点がある。こ
の方法はその侵入性から療法士にとって実施が一層困難
であると共に簡便性が劣り、患者に一層傷を作り易い。

血圧を間接的に測定する他の方法は、THE SOUTHWESTE
RNVETRINARIAN,1970年夏季号,289頁−294頁の「馬の平
均血梓の間接的測定」（The Indirect Measurement of
Mean Blood Pressure in the Horse,」と題するゲッデ
ス等の論文に開示している。ゲッデスの論文には、オシ
ロメータを用いる血圧の間接測定が説明されている。

オシロメータを用いる方法は、適当な大きさの動脈を
含む体の部分を包囲する腕カバーと連通する揺動の振幅
に関係がある。収縮機圧力上方からの腕カバーの収縮中
は、腕カバー圧力インジケーターの一連の振動を見るこ
とができる。超収期縮圧力においては、腕カバーの圧力
の振動は僅かであることが明らかである。腕カバー圧力
が収縮期圧力を僅かに下廻ると、振動振幅が増加する。
腕カバーの収縮が続くのに伴い、振動の振幅が増加し、
最大値に達し、次に腕カバー圧力が患者の拡張期圧力を
下廻るまで連続的に減少する。現在、オシロメータを使
用している多数のディジタル表示電子血圧モニターが市
販されている。こうした市販されている１つの装置は、
コネチカット州スタンフォードのノースアメリカン・フ
ィリップス社が製造しているNORELCOブランドのHC−300
1型家庭用血圧測定装置である。

ゲッデスの論文ではまた、平均動脈圧（MAP）の測定
について説明している。MAPは人体内の循環系を通じて
血液を押す平均圧力として定められている。真のMAPは
収縮期圧力と拡張期圧力の演酸的平均値ではなく、むし
ろ動脈圧力波の高さと輪郭に依存している。真のMAPは
患者の心臓出力（CO）及び患者の心臓血管系の全周縁抵
抗（TPR）に依存している。この関係から、式、 MAP＝（CO）（TPR） がMAPを表すよう療法士によりしばしば使用される。

MAPは循環系を流れる血液の流れの最も重要な測定値
として多くの療法士により確信されている。患者が高血
圧を制御する薬剤を指定するか否かを決定する際、療法
士が患者のMAPを知ることが必須要件である。MAP決定に
ついての説明はゲッデスの論文を参照されたい。

ゲッデスの論文に説明された装置は、腕カバーの圧力
と腕カバー圧力内の振動を表示するバッテリー作動型電
子オシロメータから成っている。この装置内には圧量変
換器、増幅器及び腕カバー圧力の振動振幅のみを表示す
る迅速に応答するメーターが含まれている。振動の表示
と振幅の調節するため利得制御が提供される。さらに、
振動をグラフィック記録装置上に記録できるようにする
補助的出力ジャックが設けてある。ゲッデスの論文で
は、同一の動物に直接圧力測定装置と同時的に前掲のオ
シロメータを利用し、同時に間接的測定値の正確度を直
接測定値と比較したた。ゲッデスは間接的振動法が直接
的方法ほど正確ではなく、直接圧力に対する間接圧力の
平均比が約0.92:1であることを発見した。

血圧は測定する他の間接的方法と装置については、ラ
ムゼーの米国特許第4,260,029号及び同第4,349,034号、
フリンの米国特許第4,271,843号、ナンの米国特許第4,4
27,013号、ラムゼーの米国特許第4,754,761号、ピース
の米国特許第4,625,277号、リンクの米国特許第3,903,8
72号、テラダの米国特許第4,751,930号、およびウィー
バの米国特許第4,649,929号に説明してある。上記米国
特許第4,260,029号及び同第4,349,034号は関連性があ
り、全体的に同一の手段を開示している。

ラムゼーの米国特許第4,260,029号及び同第4,349,034
号は、腕の腕カバーを自動的、且つ適応可能にポンプ・
アップする自動式間接血圧読取り法及びその装置に関す
るものである。腕カバーは前回の腕カバー圧力測定値を
とり、腕カバー内の振動の振幅測定開始前に大略60mmを
前回の圧力に加えることで適当な圧力にポンプ・アップ
される。開始圧力における振動の振幅が一旦測定される
と、腕カバーは所定の圧力分だけ低圧力に収縮する。こ
の低い腕カバー圧力における振動が次に測定される。

ラムゼーの特許では、ピークの振動測定値が有効とし
て受理される前に圧力振動が複数の人工産物（アーチフ
ァクト）の検出テストを満たすことを要求している。人
工産物が検出されれば、振動テストに人工産物がなくな
るまで振動が追加測定される。この累積的テストが満た
されるかまたは所定の時間間隔を越えると、腕カバーが
再び圧力増分だけ収縮される。この装置は平均動脈圧力
を示す最低の腕カバー圧力で最大振幅振動が得られるま
でこの様式にて作動続行する。

フリンの米国特許第4,271,843号も拡張期圧力の想定
方法および装置に関している。このフリンの装置では血
圧の検出は全時間にわたって衝突手段（腕カバーのよう
な）により増大する圧力を印加することにより行う。フ
リンの特許の第２図および第３図に示されているよう
に、フリンの特許では時間曲線の全体にわたってパルス
振幅内のピーク振幅点を見て血圧を決定している。これ
は本願発明における曲線の天底点を分析することと本質
的に異なる。

フリンの特許は曲線の勾配の使用を開示しているが、
フリンが参照している勾配は曲線の天底点を接続する直
線の勾配である。曲線の天底点を接続することによりそ
のような直線を生成した後に、フリンの特許ではこの直
線における勾配が変化する点を捜す。ついでフリンの特
許ではこの点をベンチマークとして用いて一定値（例え
ば26ないし17mmHg）を加えて患者の拡張期の圧力に到達
する。

ナンの米国特許第4,427,013号も血圧測定法法および
装置に関している。ナンの特許では振動の振幅の大き
さ、より特定的には、振幅の大きさの変化を見て患者の
収縮用および拡張期の圧力を決定する。

平均動脈圧については、ナンの特許はサイクルの振幅
の最大の大きさを見る。この点で、ナンの特許はフリン
の特許と類似している。フリンの特許の場合と同様に、
ナンの特許にはパルス周期のトラフ部または天底点を用
いて患者の収縮期圧力または拡張期圧力を決定すること
は開示も示唆もない。

ラムゼーIIIの米国特許第4,754,761号は平均動脈血圧
をモニタする装置に関している。このラムゼーの特許に
はパルスサイクルのトラフ部または天底点を用いて血圧
を決定することは開示も示唆もない。

このラムゼーの特許においては、曲線の「ｙ軸」に沿
った測定を採用している。即ち、ラムゼーの特許ではサ
イクルのピークの相対的な高さを測定し、隣接ピークを
比較する。換言すれば、ラムゼーはパルス周期曲線の
「頂点」を観察しており、「底部」は観察していない。

ピースの米国特許第4,625,277号は血圧とパルス率に
基づいて自動的に腕カバーの収縮率を変化させる装置に
関係している。ピースの平均動脈圧力の決定に関して
は、ピースは、MAP＋２（MAP−DIA）＋30という式によ
って平均動脈圧力を計算している。このピースの特許に
もパルスサイクルのトラフ部または天底点を用いて血圧
を決定することは開示も示唆もない。

上記ピースの特許はまた、スケールを生成しておら
ず、数字的な計算をして平均動脈内を決定している。

リンクの米国特許第3,903,872号は血圧腕カバーを用
いて血圧測定情報を得る方法および装置に関する。血圧
用腕カバーからの圧力信号は圧力変換器により検出さ
れ、時間に関して微分されてその時間に関する表示にな
る。その表示は動脈に隣接する外部に印加される圧力
と、血圧パルス内の時間との２つの変数の関数である。
時間微分は１次微分、２次微分、またはより高次の微分
でよい。時間微分のパルス内の選択された時間に異なる
印加圧力が比較される。第１の時間微分が印加圧力の関
数としての負の最大値の時、対応して印加された圧力は
印加された圧力により歪んでいない血管内の実際の圧力
を表している。このリンクの特許は微分曲線および積分
曲線の使用を開示しているが、超収縮期圧力または下拡
張期圧力における積分曲線または微分曲線を調べること
は開示も示唆もしていない。

テラダの米国特許第4,751,930号は適切なサンプリン
グレートで腕カバー圧力をサンプリングし一定波形を得
る血圧測定システムに関係しており、血圧測定用腕カバ
ーから得られたオシロメトリーによるデータは積分され
る。ウィーバの米国特許第4,649,929号は腕カバー圧力
装置に関係するEKGの使用に関する。テラダの特許もウ
ィーバの特許も超収縮期圧力または下拡張期圧力を用い
て心臓欠陥状態を決定することは開示も示唆もしていな
い。

ハドレイの論文“Experience With A Simplified Com
puter Based Intensive Care Monitoring System In th
e Management of Acutely ILL Surgical Patients",3rd
Annual Symp.on Computer Applications in Medicine,
Washingto,D.D.,14−17October1979,は患者の状態に関
する情報を提供する各種のグラフィックディスプレイの
使用を開示している。

上記の従来技術のいずれも、パルス周期のトラウ部ま
たは天底点を分析することにより、収縮期圧力および拡
張期圧力のみならず、平均動脈圧力も決定できることは
開示していない。

また、動脈圧力のスケールを生成して、この動脈圧力
のスケールにより平均動脈圧力を決定することにより、
より正確に平均動脈圧力を決定できるということも開示
していない。

さらに、超拡張期圧力における微分ストリームおよび
積分ストリームを調べることにより、患者の心臓血管系
の状態を決定できるということも開示していない。

したがって、血圧の間接的測定における前掲した進
歩，にも拘わらず、改善の余地が依存している。

上記に鑑み、本発明の一つの目的は、パルス周期のト
ラフ部または天底点を分析することにより、一層正確な
血圧測定が可能な血圧決定装置を提供し、動脈圧力のス
ケールにより平均動脈圧力を決定することにより、より
正確に平均動脈圧力を測定する装置を提供し、且つ、超
拡張期圧力における微分ストリームおよび積分ストリー
ムを調べることにより、単なる収縮用及び拡張期動脈圧
の情報以外にも心臓血管系に関しての情報をも療法士に
提供するような血圧測定装置を提供すること、および上
記装置を用いて患者の血液循環運動を最適化するように
励起シーケンスの調節が可能な心臓ペースメーカー調節
装置を提供することにある。

発明の開示 上記の目的を達成するために、本発明による患者の血
圧決定装置は、患者に固定される非浸入型圧力誘引装置
及び変換装置を備えている。圧力誘引装置により誘引さ
れた圧力は超収縮期圧力まで上昇される。この圧力は次
いで、時間とともに減少させられる。変換装置からはデ
ータストリームが得られる。このデータストリームには
圧力データとパルス化信号データが含まれる。

本発明の様々な態様において、インフォメーションス
トリームを処理して調べる各種の装置が開示されてい
る。

本発明の一態様においては、そのデータストリームは
処理されて、圧力データとパルス化信号データを相関関
係付けるインフォメーションストリームを発生する。こ
のインフォメーションストリームには少なくとも２個の
収縮期最大点と、少なくとも２個の拡張期最低点（天底
点）が含まれる。このインフォメーションストリームは
調べられて、少なくとも２つのパルス天底点の少なくと
も１つを、患者の収縮期圧力、拡張期圧力および平均動
脈圧力の少なくとも１つを決定するための点として選択
することにより、患者の収縮期、拡張期及び平均動脈圧
の少なくとも１つが決定される。

上記態様において、グラフィック表示装置を設け、イ
ンフォメーションストリームをグラフィック表示するこ
とが好ましい。

本願発明の上記態様により、パルス周期のトラフ部ま
たは天底点を分析するので、患者の収縮期、拡張期及び
平均動脈圧の少なくとも１つがより正確に決定できる。

本発明の他の態様においては、インフォメーションス
トリームが処理されてユーザが患者の平均動脈血圧を決
定することを可能にする。この態様においては、データ
ストリームが処理されてパルス化信号データと時間デー
タを含み、少なくとも一つの頂点と少なくとも１つの天
底点を含む略正弦波のインフォメーションストリーム曲
線を生成する。患者の収縮期圧力と拡張期圧力が次いで
決定される。次いで、頂点における動脈圧力を決定され
た収縮期圧力に設定し、天底点における動脈圧力を決定
された拡張期圧力に設定することにより動脈スケールが
生成される。インフォメーションストリームから圧力決
定点が次いで選択される。選択された圧力決定点は次い
で、動脈圧力のスケールおよび決定された収縮期圧力と
拡張期圧力と共に用いられて、患者の平均動脈圧力が決
定される。

上記本願発明の他の態様により、拡張期圧力のみなら
ず、平均動脈圧力も決定できる。また、動脈圧力のスケ
ールを生成して、この動脈圧力のスケールにより平均動
脈圧力を決定することにより、より正確に平均動脈圧力
を決定できる。

本発明の更に他の態様においては、インフォメーショ
ンストリームのデータの変化率に関係ある情報及び積分
ストリームを含む第１導関数ストリームを作成するよう
インフォメーションストリームが処理され、次いで、超
収縮圧力においてインフォメーションストリーム、第１
導関数ストリーム及び積分ストリームの少なくとも１つ
を調べて、患者の心臓血管系の状態を決定する。

上記本発明の更に他の態様によれば、超拡張期圧力に
おける微分ストリームおよび積分ストリームを調べるこ
とにより、患者の心臓血管系の状態も決定できる。

本発明の更に他の態様においては、心臓ペースメーカ
ー調整装置であって、ペースメーカーのファイリングシ
ーケンスを調節するためのカルジオグラフ装置と、患者
に取付けられる非侵入圧力誘導手段及び変換手段と、非
侵入圧力誘導手段によって誘導された圧力を上収縮期圧
力まで上昇させる手段と、非侵入圧力誘導手段によって
誘導された圧力を下拡張期圧力に達する時間を越えて低
下させる手段と、変換手段から、圧力データ及びパルス
信号データを含むデータストリームを得る手段と、イン
フォメーションストリームを表示してユーザがインフォ
メーションストリームに表示された脈拍の不規則性を検
出できるようにする手段と、必要に応じて、インフォメ
ーションストリームに表示された脈拍の不規則性を最小
化するようにペースメーカを調整する手段とを備えた心
臓ペースメーカー調整方法が提供される。

上記の本発明による心臓ベースメーカーの調整装置に
よれば、患者の血液循環運動を最適化するように心臓ペ
ースメーカーと調整可能になる。

本発明の１つの特徴は、圧力データとパルス化データ
から成るインフォメーションストリームが提供される点
にある。このインフォメーションストリームから患者の
収縮期血圧、拡張期血圧または平均動脈圧を決定する瞬
間点、即ち圧力決定点が決定される。「瞬間点」を使用
するこの特徴は、療法士が拡張期血圧と収縮期血圧及び
平均動脈圧を公知の先行技術の非侵入型血圧測定法より
一層正確に測定できるようにする利点がある。

本発明の他の特徴は、本発明と装置が腕カバー圧力ス
リーブ、血圧計及び変換器の如き非侵入型圧力決定装置
を利用する点にある。この特徴には、血圧決定過程を療
法士にとって侵入型圧力決定法より一層簡便にし、且つ
患者にとって危険性の少ないものにする利点を備えてい
る。

インフォメーションストリームをグラフィック表示す
るグラフィック表示装置が提供され、且つインフォメー
ションストリームを格納するデータ格納装置が提供され
る点が本発明の好適実施態様の特徴でもある。グラフィ
ク表示装置には心臓内の弁の作動といった心臓と循環系
の作動に関する有効なデータを療法士に提供する利点が
ある。記憶装置には療法士が患者の過去の日付けにおけ
る心臓の状態を示すデータの過去の記憶セットに対し患
者の心臓と循環系の現在の状態を比較できるようにする
ことで患者の状態の適切な診断を促進する利点がある。
過去のインフォメーションのストリームの現在のインフ
ォメーションのストリームの差を評価することを通じて
療法士は患者の心臓の現在の状態を良好に分析でき、且
つ患者の状態に何らかの改善または劣化があるか否かを
良好に決定できる。

本発明の他の特徴は、平均動脈圧を決定する２種類の
装置を提供する点にある。これら２種類の方法は、本発
明書では「中間点法」及び「数字的演算法」と称する。

中間点法と数字的演算法は、ゲッデスの論文に説明さ
れた最大パレス振幅法より確実なMAP結果を提供すると
いう利点を備えていることが本出願人により発見され
た。本発明の中間点法は、パルス・サイクル最低値が２
個の連続する動脈パルス信号最大点の間の腕カバー圧力
軸線上の中間点に到達する時に、収縮器圧力を下廻る腕
カバー圧力を利用することにより患者のMAPを決定す
る。中間点法には患者の収縮器圧力と拡張期圧力を予め
決定するのに療法士を必要としない利点がある。中間点
法はルーチンの血圧監視状況及び限定されたメモリーと
演算能力を有する数値的読出し装置が採用される状況に
おいての使用に良く適している。

数学的演算法は患者のパルス化波形データの平均値を
演算することを含む。本発明の数字的演算法を利用する
ため、患者の拡張期圧力を下廻る腕カバー圧力にて圧力
決定点が選択される。圧力決定点を選択するため、収縮
最大点と拡張最低点の間のインフォメーションストリー
ム内で腕カバー圧力データ対パルス化信号データの変化
割合が著しく変化する点が選択される。前述した点は
「偏向点」として選択される。この偏向点は患者の大動
脈弁が閉じられる点を表し、従って大動脈弁が閉じられ
る点における内在する血圧を表すので、この偏向点はMA
Pを数学的に演算する点として選択される。患者の循環
系を通しての血液の最も長く続く、且つ著しい「押し状
態」を患者が経験するのは大動脈弁が閉じられるこの点
であるので、この点が選択される。

数学的演算法には中間点法より多数の利点がある。１
つの利点は、数字的演算法が呼吸雑音と体と運動雑音と
いった低周波数雑音に対し感応性が低いことにある。こ
れら低周波数雑音は検査結果の正確性を妨害することが
ある。さらに、数学的演算法は腕カバー血圧測定装置と
共に利用可能である。

数学的演算法が腕カバー装置と併用される場合、その
結果は腕カバーの設計と安定性の影響を受けない。さら
に、数学的演算法は一般に中間点法より矛盾しない、且
つ正確な結果を提供する。数学的演算法の非矛盾性と正
確性が高められるので、この方法は極めて正確で矛盾し
ないインフォメーションを必要とする外科手術といった
状況に特に良く適している。数学適演算法は、「中間点
法」と比較した場合、数学的演算法が一般に容量の大き
いメモリーと演算能力を有する装置の使用を要求する点
で不利である。

本発明の他の特徴と諸利点については、当技術の熟知
者には現在認められている本発明を実施する最良のモー
ドを具体化している好適実施態様の以下の詳細な説明を
考察することで明らかとなろう。

図面の簡単な説明 第１図は、本発明に利用される構成要素を図解してい
る模式図。

第1A図は、時間の関数として腕カバー圧力（非較正）
を表示する本発明により作成されたインフォメーション
ストリームのサンプルのグラフィック表示である。

第２図は、腕カバー圧力の関数として全体的な動脈パ
ルス・データを表示する第１モードでの本発明を示す本
発明により作成されたインフォメーションストリームの
サンプル的なグラフィック表示である。

第３図は、収縮期圧力範囲における腕カバー圧力の関
数としてパルス信号を表示する本発明の第２モードに従
って処理されるインフォメーションストリームを示すサ
ンプル的グラフィック表示である。

第４図は、平均動脈圧力範囲における腕カバー圧力の
関数としてパルス信号を示す第３図と同様のグラフィッ
ク表示である。

第５図は、拡張期圧力範囲における腕カバー圧力の関
数としてパルス信号を示す第３図及び第４図と同様のグ
ラフィック表示である。

第６図は、単一サイクルのパルス信号が時間の関数と
して表示され、パルスの最大点が（第３図から決定され
る）収縮期圧力を等しくするため割当てられ、且つパル
スの最低点が拡張期圧力（第４図から決定される）を等
しくしてパルス・サイクルの最大パルスと最低パルスの
間の偏向点の存在を示すような第３モードにおける本発
明に従って処理された情報を示すグラフィック表示であ
る。

第6A図は、10個の第２期間にわたる複数個のパルス信
号が表示される第３作動モードにおける本発明も図解し
ている作動表示である。

第6B図は、第6A図の一部分の拡大図である。

第７図は、パルス信号が時間の関数として表示され、
元のパルス信号、その最初の誘引信号及びその積分信号
が腕カバー圧力が第３図の収縮期圧力より大きい範囲内
で表示される本発明の第４モードにおける本発明に従っ
て処理される情報を示すグラフィック表示である。

第7A図は、高血圧を呈する男性のパルス信号を示す第
７図と同様の表示である。

第８図は、パルス信号が時間の関数として表示され、
元のパルス信号、その最初の誘引信号及びその積分信号
が、腕カバー圧力が第５図の拡張期圧力以下になる範囲
内で表示される、本発明の第５モードにおける本発明に
従って処理された情報を示す表示である。

第8A図は、高血圧を呈する男性のパルス信号を示す第
８図と同様のグラフィック表示である。

第９図及び第10図は故意に省略してある（存在しな
い）。

第11図は、据付けてはあるが適切にチューニングされ
ていないペースメーカーを有する患者の腕カバー圧力の
関数として全体的な動脈パルス・データを表示する第２
図と同様のグラフィック表示である。

第12図は第11図と同様のグラフィック表示である。

第13図は、患者のペースメーカーが適切にチューニン
グされている第11図と同様のグラフィック表示である。

発明を実施するための最良の形態 A.構成要素 第１図は本発明の装置の構成要素を図解しているプロ
ック図を表す。

本発明の装置には、腕の如き体の一部分上に圧力を与
える腕カバー10の如き非侵入型圧力誘引装置が含まれて
いる。バックグランドの圧力信号と小振動（パルス化）
信号を含む全体の圧力をピック・アップするため変換器
装置16が設けてある。典型的には、バックグランド圧力
信号はDC信号としてピック・アップされ、パルス化信号
はAC信号としてピック・アップされる。バックグランド
圧力信号とパルス化ピック・アップ信号は腕カバー10に
より誘引される信号である。

変換器装置16はこうしてピック・アップされた信号を
電気信号に変換する。これらの信号から結果的に生じた
データストリームのグラフィック表示を第1A図に示す。

各種圧力誘引装置を使用できるが、圧力誘引装置は好
適には患者の腕の周りに巻くことができる膨張可能な腕
カバー10を含む。典型的には、こうした膨張可能な腕カ
バー10には体と一部分に圧力を与えるよう腕カバー10の
内部に空気を吐入れる（手動的に励起されるか、または
電子的に励起される）ポンプ装置が含まれている。こう
した腕カバー10の例は、コネチカット州スタンフォード
のノースアメリカ・フィリップス社が製造しているNore
lco血圧モニターHC−3001型腕カバーで供給される腕カ
バーである。

さらに、腕カバー10を圧力変換器装置16に接続する目
的で互換性のあるアダプターが利用される限り、オシロ
メータ型血圧モニター・システムの一部として市販され
ている大部分の腕カバーが本発明に関連して利用でき
る。また、一層改善すると、非オシロメータ型血圧モニ
ター装置と併用するよう設計された腕カバーも本発明に
利用可能である。

好ましくは、使用者が20〜200mmHgの反力範囲にて選
択された一定圧力を維持できるようにする圧力停止弁を
腕カバー10に含まれるべきである。停止弁機構は使用者
が動脈パルス波形を得ることができ、患者の心臓血管系
の状態に関する付加的な情報を抽出できる点で有用であ
る。こうした動脈波形の例を第７図、第7A図、第８図及
び第8A図に示し、以下に一層詳細に説明する。

圧力変換器16は主として圧力信号をピック・アップ
し、これら圧力信号を変換器装置16からの送信のためア
ナログ電気信号に変換できるソリッド・ステート圧力セ
ンサーまたは同様の装置を含む。本発明と共に作動可能
な市販されている変換器の例は、前述したNorelco血圧
モニターHC−3001型で供給される圧力変換器である。

圧力変換器16は変換器16で受信される入力圧力と変換
器16で送り出される出力電気信号（例えば、電圧）の間
で、線形応答率を有するか、または公知の相関関係を有
することが好ましい。線形応答または公知の相関関係特
性は、水銀圧力形の如き標準的な圧力計に対しての変換
器16の較正を容易にする。さらに、変換器16は迅速な応
答速度と広い周波数応答を有するベキである。応答速度
は0.001秒以下であり、応答速度の周波数は約0.2Hz〜50
Hzの間、またはそれ以上にすべきことが好ましい。早い
応答速度を広い周波数応答は収縮期血圧と拡張期血圧及
び平均動脈圧を正確に決定することに貢献することが本
出願人により発見された。

変換器16はほぼ連続する全体的な圧力データストリー
ム20を含む電圧信号を発生する。圧力のデータストリー
ム20全体は、ほぼ連続的な洋式でアナログ・ディジタル
変換器26に送られる。アナログ・ディジタル変換器26は
変換器16で与えられたアナログ情報をディジタル情報に
変換する。アナログ・ディジタル変換器26は好適には毎
秒4000個以上のサンプルのサンプリング割合;12ビット
以上の分解能；他の多目的応用のための１個以上のチャ
ッネル；フィードバック制御のためディジタル信号をア
ナログ信号に変換する能力を有するのが好ましい。

前述した品質が好適であるが、得られた最終データの
ビット解像度とサンプリング速度が主として本発明で関
連して利用されるソフトウェア・プログラムに依存して
いるので、上記品質は必ずしも必要ではない。一般に、
毎秒あたり100項目のデータより多い最終的なデータの
入手を提供するソフトウェア・パッケージとアナログ・
ディジタル変換器26との組合せは本発明に対し適してい
る。しかしながら、データストリーム20におけるよりよ
いディジタル化分解能が常時好ましい。本発明に対して
必要とされる機能を行うアナログ・ディジタル変換器の
例は、マサチューセッソ州タウントンのメトラバイト社
が製造している８チャンネルの高速アナログ・ディジタ
ル変換器DAS−８型である。

ディジタル化された圧力データストリーム30は、アナ
ログ・ディジタル変換器26からコンピュータ36の如きデ
ータ処理装置に供給される。データストリーム20の場合
と同様、ディジタル化されたデータストリーム30は実質
的に連続のデータストリームを表す。コンピューター36
は好ましくは、速いクロック速度（例えば、4.7MHz以上
の早さ）；データを記憶する十分大きいメモリー（例え
ば、256キロ・バイト以上）;IBM DOSオペレーション・
システムの如き簡単なディスク・オペレーション・シス
テムを有するべきである。

本発明の仕事を達成するのに要求される演算速度とメ
モリー・サイズは、選択された特定のソフトウェアに依
存することも注意すべきである。従って、適当なソフト
ウェアによれば、使用者は少量のメモリーと遅いクロッ
ク速度を有するコンピューター36を利用できよう。一般
に、毎秒あたり100個以上のデータ・ビットの最終的な
データ入手速度を達成するのに充分速いクロック速度
（例えば、10,000Hz）が本発明に対し適している。さら
に、本発明に関連して利用されるLOTUS １−２−３よ
り一層簡単なグラフィック・プログラムが使用されれ
ば、256キロ・バイト以下のメモリーを使用できる。

本発明において、必要な機能を達成するため十分なク
ロック速度とメモリーを有するコンピューター36の例に
は、IBM社が製造したIBM PC型、PC/XXT型及びPC/ATコ
ンピューターが含まれる。こうした互換性のある同等の
内容の例は大部分のコンピューター関連雑誌に見出すこ
とができる。

理解される如く、前掲のコンピューター36は処理を行
う適当なソフトウェアを伴うことなしにデータストリー
ム20の情報は処理しない。本発明に関連して使用される
ソフトウェアは多数の機能を実行すべきである。

ソフトウェアにより実行される最初の機能は、ディジ
タル化されたデータストリーム30がコンピューター36に
より受け取られるようなアナログ・ディジタル変換器26
を制御することにある。ソフトウェアにより行われる第
２機能はディジタル化されたデータ・システム30をASC
IIフォーマットに変換し、さらにデータ処理と画像表
示のためLOTUS1−２−３の如きプログラムによりデータ
を検索できるようディスクの如きデータ格納装置内50に
データを格納するることにある。ソフトウェアの第３機
能は全体の時間を受け取り、入力することにある。全体
の時間のこの入力はコンピューター36の内部クロックで
の時間０において、アナログ・ディジタル変換器26によ
り行われる変換を開始し、全体の時間が終了した時点に
アナログ・ディジタル変換を終了する。

ソフトウェアにより行われる第４機能は、腕カバー圧
力のDC圧力曲線と、分離したACパルス化ストリームとが
得られるように、ディジタル化されたデータストリーム
30のAC振動要素をフィルター処理することにある。この
段階は、データストリーム20がアナログ・ディジタル変
換器26に供給される前に圧力変換器16から得られた圧力
信号のAC要素とDC要素を分離するためにハードウェア・
フィルターを採用可能であるので、ソフトウェアで実行
する必要はない。

ソフトウェアの第５機能は、予め較正された因子を利
用することによりDC腕カバー圧力曲線を較正することに
ある。この予め較正された因子はアナログ・ディジタル
変換器26からのディジタル化された数を本発明と関連し
て同時に利用される標準的な圧力計読取り値またはディ
ジタル血圧モニター装置のディジタル読取り値のいずれ
かと比較することにより得られる数である。ソフトウェ
アにより行われる第６機能は積分、微分等といった各種
必要とされる数字的演算を行うことにある。

本発明に関連して本出願人により利用されるソフトウ
ェアは、２成分ソフトウェア・パッケージを含む。第１
要素は変換要素を含み、第２要素はデータ操作とグラフ
ィック表示要素を含む。

変換プログラムはデータストリーム30からのデータを
収集し、そのデータをディスク50または（図示しない）
ハード・ドライブの如きデータ記憶装置50に格納すうた
め、本出願人が書いたデータ入手プログラムを含む。変
換要素はデータを収集し、データ操作／グラフィック表
示できるようデータ操作／グラフィック表示要素により
使用可能な形態に変換する。変換プログラムにより行わ
れる機能は、（１）スパイク・ノイズをフィルター処理
するノイズ・フィルター処理、（２）は得られたデータ
点に曲線を合わせること、及び（３）圧力データを水銀
のmmに較正することである。本発明において実施するの
に必要な機能を実施できる市販されている変換プログラ
ムの一例は、アサチューセッツ州サウントンのメトラバ
イト社が製造しているLAB TECH NOTEBOOKデータ入手ソ
フトウェア・プログラムLTN−03型である。

データ操作／グラフィック表示要素は、データを再操
作してそのデータをグラフィック表示装置42上にグラフ
ィック表示するデータ・ベース・プログラムである。本
発明に関連して機能するデータ操作／グラフィック表示
プログラムの例は、マサチューセッツ州ケンブリッジの
LOTUS開発社が製造したLOTUS1−２−３である。

データ処理装置36は、ほぼ連続したインフォメーショ
ンストリーム40をコンピューター36に対するビデオ・シ
ステム42の如きグラフィック表示装置に供給する。これ
に替えて、インフォメーションストリーム44はインフォ
メーションストリーム44内に含まれる情報の永久的記録
を構成するようプリンター46に供給できる。理解される
如く、プリンター46はまたグラフィック表示装置を含
む。好適には、使用されるプリンター46はインフォメー
ションストリーム44をグラフィック表示する能力を備え
たビット・マトリックス・プリンター、またはレーザ
ー、プリンターのいずれかにすべきである。

他の代替例として、インフォメーションストリーム48
は格納及び後の検索のためディスクまたはハード・ドラ
イブの如きデータ記憶装置50に供給できる。患者が作り
出したデータを記憶するデータ記憶装置の使用を通じ
て、療法上には患者に関する現在のデータと過去のデー
タに対するアクセスを提供できる。

インフォメーションストリーム40,44,48には３個の別
々の表示番号が与えてあるが、インフォメーションスト
リーム40,44,48は全て本質的に同じ情報を含む。

B.動作説明 本発明に関連して以下の方法が採用される。腕カバー
10は患者に固定され、その通常の作動方法に従って作動
される。ほぼ連続している代替的な圧力データストリー
ム20は、各々腕カバー10と変換器16から得られ、アナロ
グ・ディジタル変換器26内に供給される。アナログ・デ
ィジタル変換器26は、圧力データストリーム20のアナロ
グ情報をディジタル化された圧力データストリーム30に
変換する。

データストリーム30,32内に含まれているディジタル
化された情報は次にコンピューター36によって処理され
て、AC要素（パルス化信号）をコンピューター36に受け
取られた全体の圧力データストリーム30から分離する。
さらに、コンピューター36は腕カバー圧力データを水銀
の単位mmに較正し、次にインフォメーションストリーム
40,41及び48を発生し、そこでパルス化信号と腕カバー
圧力が関係付けられて腕カバー圧力の関数としてパルス
化信号も与える。さらに、パルス化信号と時間が関係付
けられ、パルス化信号を時間の関数として与える。

インフォメーションストリーム40,44,48内の情報は、
次に各々ビデオ・スクリーン42、プリンター46またはデ
ィスク50に供給される。こうして表示されたデータから
患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平均動脈圧力が患者
の心臓血管系に関する他の情報と共に決定できる。

本発明による作成されたインフォメーションストリー
ム40,44,48を表示するサンプル的なグラフィック表示が
第1A図に示してあり、その中で腕カバー圧力（非較正）
が時間の関数として示されている。第1A図の曲線49は検
査中に腕カバー10に与えられた圧力が時間経過と共に滑
らかに減少することを示す点で意味がある。当技術の熟
知者には、血圧検査開始時における腕カバー圧力が患者
の予測される収縮期圧力以上あり、検査終了時における
腕カバー圧力が患者の拡張期圧力以下になることが理解
されよう。

第1A図はまた、それが検査持続時間が30秒であったこ
と及び腕カバー圧力の減少速度がほぼ検査中一定であっ
たことで意味がある。本出願人は30秒の検査を採用した
が、これより短い検査時間または長い検査時間が利用可
能であろう。短い検査時間を使用すれば、患者が耐える
のに必要な検査時間を低減化する利点が得られるが、収
集されるデータ点の数が少ないことから、検査の正確性
が低減化する欠点がある。検査が長くなると、収集され
るデータ点の個数が増加するので検査の正確性が高まる
という利点がある。しかしながら、データ点の個数が増
加すると、コンピューター36の応答時間も遅延し、デー
タを処理するコンピューター36と能力がオーバーロード
になろう。

検査中における腕カバー圧力のほぼ滑らかな減少は、
それが本発明により作成されるグラフィック表示の作成
と解釈を容易にする点で好ましい。しかしながら、或る
状況下においては、圧力を非線形的に減少させることが
好ましいことがある。

上記のように関連付けられた腕カバー圧力データ、パ
ルス化信号データ及び時間データが、使用者の好み応じ
て及び望まれる情報に応じて処理できるような多数の異
なる態様が存在している。これら各種モードにより作成
される情報の説明、モードが適用される使用状態及び患
者の状態を診断する各モードにおける値の説明と合わせ
て、「作動モード」の多数の例を以下に示す。

C.作動モード 1.第１モード 第１モードにある本発明の作動を図解している第２図
にグラフィック表示を示す。この第１モードにおいて、
患者のパルス信号が腕カバー圧力の関数として表示され
ている曲線51が示してある。第２図は検査の全体的な持
続時間、本例においては30秒にわたるパルス信号／腕カ
バー圧力曲線51を表示する。この第１モードで表示され
る長い時間は、患者のパルス信号内に不規則性がある否
かを決定する療法士に援助する点で療法士にとって有用
である、例えば、表示装置がパルス信号を無くしたか否
か、また患者のパルス信号が不規則的に間値されている
か否かを示す。失われたパルス信号または患者のパルス
信号の不規則的な間隔は、患者の心臓が機能上著しい問
題をかかえていることを示す。

曲線61には３個の主要領域、すなわち収縮期領域53、
平均動脈領域55及び拡張期領域57が含まれている。これ
らの領域と境界は絶対的な正確性を以て定めることはで
きないが、一般化を達成できる。収縮期領域53は動脈パ
ルス信号が最初に上昇し始める曲線51の該当部分を含
む。曲線51において、収縮期領域53は頂点54及び36と周
りの領域が含まれる。平均動脈領域55にはピーク動脈パ
ルス信号に隣接する曲線51は領域が含まれ、これは曲線
51においては頂点61に隣接する曲線51の部分である。

拡張期領域57には動脈パルス信号が急速に減少する領
域が含まれ、曲線51には頂点60,62に隣接する曲線51の
部分が含まれる。曲線51の収縮期領域53の部分、平均動
脈領域55の部分及び拡張期領域57の部分は、各々第３
図、第４図及び第５図に一層詳細に示してある。

第１モードの表示はまた、療法士に患者の収縮期圧
力、拡張期圧力及び平均動脈圧力の迅速な決定を提供す
る。収縮期圧力は以下の様式で表示から決定される。動
脈パルス信号における鋭い上昇が頂点54と頂点56の間で
生じることが予測されよう。収縮期圧力決定するには頂
点54と頂点56の間の天底点58を利用する。次に、患者の
収縮期圧力の迅速な概算を得るため天底点58における腕
カバー圧力を読取る。本例においては、天底点58におけ
る腕カバー圧力は大略140mmHgである。

拡張期圧力を決定するため動脈パルス信号が減少して
いる箇所の曲線51の部分を利用する。次に、動脈パルス
信号における比較的大きい減少が生ずる頂点60,62の如
き頂点を求める。頂点60,62の間と天底点64が選択さ
れ、天底点64における腕カバー圧力が拡張期圧力として
利用される。本例においては、天底点64における患者の
拡張期圧力は大略87mmHgである。

第２図のグラフから患者の平均動脈圧力の概算値を決
定するためグラフに表してある最高頂点68に続く天底点
67を利用する。次に、この天底点67における腕カバー圧
力を読取り、本例において約93mmHgである患者の平均動
脈圧力の概算値を得る。

2.第２モード 第２モードにおける本発明の作動を通じて得られるイ
ンフォメーションストリーム40,44,48のグラフィック表
示を第３図、第４図、第５図を示す。さらに詳細には、
第３図は動脈パルス信号が患者の収縮範囲におけるカバ
ー圧力の関数として示されるインフォメーションストリ
ームを表示し、第４図は平均動脈範囲における腕カバー
圧力の関数として動脈パルス信号を示すインフォメーシ
ョンストリームを表示し、第５図は拡張期圧力範囲にお
ける腕カバー圧力の関数として動脈パルス信号を表示す
る。

ここで、本発明による患者の収縮期圧力の決定につき
第３図を参照して説明する。第３図はほぼ連続するイン
フォメーションストリーム曲線51の部分69のグラフィッ
グ表示を含むことが注目されよう。曲線部分69には時間
によりほぼ0.037秒分離されているデータ点71の如き一
連のデータ点が含まれている。これらのデータ点71に
は、天底点72,73の如き一連の天底点及び頂点74,75の如
き一連の頂点が含まれている。頂点74,75は特定のパル
ス・サイクルにおける最大パルス・サイクル（収縮期）
に関し、天底点72,73は最低パルス・サイクル点を表
す。この説明の目的上、パルス・サイクルは頂点74と頂
点75の間の曲線部分69の該当部分を含む第３サイクル78
の如き２個の頂点の間の曲線部分69のセグメントとして
定められる。第４サイクル79の如き各サイクルには３つ
の部分、すなわち急激に減少する部分81、トラフ部分83
及び急速に上昇する部分75が含まれることも注意すべき
である。各サイクルの急速に減少する部分81はサイクル
の逆であり、ここでは動脈パルス信号が腕カバー圧力の
変化に対し急激に減少する。急激に減少する部分81は点
の間い白いスペースが特徴となっており、第４サイクル
79においては頂点75と天底点88の間にインターパルが含
まれる。各サイクルのトラフ部分83はサイクルのインタ
ーバルであり、ここで腕カバー圧力の変化に対する動脈
パルス信号の相対的変化は一般に急速に減少する部分81
または急速に上昇する部分85のいずれかよりも少ない。
トラフ部分33はデータ点の比較的近接したスペースを特
徴としており、第４サイクル79において天底点88とデー
タ点89の間のインターバルを含む。

各サイクルの急激に上昇する部分85は各サイクルのイ
ンターバルであり、ここでは動脈パルス信号は腕カバー
圧力の変化と比較して急速に増加する。

急速に減少する部分81と同様、急速に上昇する部分85
はデータ点の間の広いスペースを特徴としている。第４
サイクル79において、急速に上昇する部分85はデータ点
89と頂点91の間のサイクル79のインターバルである。

圧力決定点は曲線部分69から選択される。この圧力決
定点における既カバー圧力は患者の収縮期圧力を含む。
曲線部分69において圧力決定点は第３サイクル78の天底
点72である。天底点72はそれが以下の３つの条件に合致
することから圧力決定点として線足される。

天底点72と合致する第１条件は、天底点72が、動脈パ
ルス信号により大きい上昇が生ずる頂点74,75（又は最
大振幅点）の間の天底点を含むことである。

天底点72を選択する第２条件は、それが隣接するサイ
クルの天底点72,73の間の動脈パルス信号が実質的に減
少するサイクル78における天底点を含むことである。

天底点72を選択する第３条件は、パルス・サイクル78
における天底点72の相対的位置に関係がある。腕カバー
圧力軸線と交差し、第２サイクル84及び第３サイクル78
をそれぞれ２分割する二等分線80,82といった仮想二等
分線を引くと、第２サイクル84の天底点73がほぼ二等分
線80に隣接して、または二等分線80上に存在することに
注目される。しかしながら、第３サイクル78の天底点72
は二等分線82の左側に存在し、実際には第３サイクル78
における曲線部分69のトラフ部分83の最左側に存在する
ことにも注目される。圧力決定点として作用する天底点
の解決にあたり、第１サイクル（ここでは第３サイクル
78）の天底点72選択し、天底点72はトラフ部分83の開始
点に存在するか、または開始点に近接して存在する。

対比のため、第１及び第２サイクル84の天底点86,73
は各々トラフ部分の中心付近に位置付けられ、第４及び
第５サイクルの天底点88,90は第４及び第５サイクルの
それぞれのトラフ部分の開始点、すなわち左端部にて天
底点72と同様の位置に位置付けられることに注意すべき
である。

圧力決定点として天底点72を使用すれば、天底点72に
おける腕カバー圧力を読取ることにより患者の収縮期圧
力が140.0mmHgであることを決定できる。

天底点72の選択は生理学的に重要である。天底点72
は、曲線51上でパルス信号が直前の頂点74からほぼ直ち
に続く最低点に落ちるその点を表している。パルス信号
におけるこの急激な低下は、ピーク74と天底点72の間の
時間のインターバルが患者の血圧が腕カバー10の圧力に
勝ってそれにより少量の血液が腕カバー10でブロックさ
れた動脈に流れ得る時間を表すことを示している。この
少量の血液の流れが動脈パルス信号における急低下も生
ぜしめる。この急低下はサイクル78のトラフ部分の開始
点における天底点72の位置付けによリグラフ内にて反映
され、また隣接する天底点73,72の間の動脈パルス信号
の低下により反映される。

本発明は収縮期圧力を決定する一層正確な手段を提供
するものである。療法士には理解される如く、患者の収
縮期血圧を正確に知ることは、患者の状態を診断するの
に極めて重要である。収縮期圧力は知ることが重要であ
る１つ理由は、患者が高血圧か否かを決定するベンチ・
マークとして14mmHgを越える収縮期圧力を療法士がしば
しば利用することにある。

収縮期圧力を正確に決定することは容易な作業ではな
い。患者の収縮期圧力は心臓血管系の最高圧力点にあ
る。この最高点は、例えば0.1秒以下といった短い時間
に残るに過ぎないので、収縮期圧力の決定に当たっては
困難が生じる。この最高点の持続時間は短いので、実際
の最高点収縮期圧力は療法士または装置がその最高点に
おける収縮期圧力をとらえることができないので、療法
士または収縮期圧力の測定装置で見過ごされることがあ
る。

本発明は患者と血圧がこの最高点収縮期圧力に到達す
る点を良好に確認することでこれら多くの諸問題を克服
する。この最高点収縮期圧力を良好に確認することで、
本発明は公知の先行技術の電子装置で得られるものより
確実なデータを提供する。

腕カバー圧力の関数として患者の動脈パルス信号を図
解するグフィック表示を第４図に示す、特に、第４図は
先に説明した「中間点法」を利用して患者の平均動脈圧
力を計算できる範囲において患者の動脈信号と腕カバー
圧力を表示する。

第４図は約1.037秒だけ時間が分離されたデータ点の
ほぼ連続する列から或る曲線51の、ほぼ正弦波部分100
を表示する点で第３図と類似している。曲線部分100は
曲線51の平均動脈範囲55からとられ、この曲線部分100
には一連の頂点102,104,106,108,110,112及び一連の天
底点114,116,118,120,122が含まれている。頂点102,10
4,106,108,110,112及び天底点114,116,118,120,122は第
１サイクル126、第２サイクル128、第３サイクル130、
第４サイクル132及び第５サイクル134を含む一連の個々
のパルス・サイクルを定めている。図示の目的上、仮想
二等分138,140,142は各々第３サイクル130、第４サイク
ル132、第５サイクル134を通じて描いてある。

患者の平均動脈圧力（MAP）は天底点120がサイクル13
2のトラフ部分144の中間に位置付けられているサイクル
132の天底点120のグラフから腕カバー圧力を読取ること
により決定できることが本出願人により見出された。こ
の点を明瞭にするため、天底点120は第４サイクル132の
二等分線140を区切ることに注意すべきである。さら
に、先のサイクル（第３サイクル130）の天底点118は二
等分線138の左側に落ち、引き続くサイクル（第５サイ
クル134）の天底点122は二等分線142の右側に落ちる。
天底点120における腕カバー圧力を読取る際、患者の平
均動脈圧力は大略93mmHgであることが判る。

第４図から決定される平均動脈圧力（93mmHg）は、最
大振幅法が利用された第２図から概算される平均動脈圧
力（94mmHg）と本質的に同じであることに注意すべきで
ある。最大振幅点法に対する中間点法の使用の１つの利
点は、中間点法が一般に余剰ノイズと最大振幅点法に対
し感応性が無い点である。中間点法はFMラジオ信号が通
常、AMラジオ信号ほど雑音が無いことと同じ多くの理由
からノイズに対し感応性がない。

本発明の中間点法は最大振幅点法より利点があるが、
数学的演算法の方が中間点法より一層正確である。数学
的演算法は患者の深呼吸、腕カバー10と体の部分の間の
スリーブの介在、患者の動脈と皮膚の層の間の著しい脂
肪層の存在による影響が少ないことから一層精確であ
る。本発明の第３モードとして数学的演算法を以下に説
明する。

本発明による患者の拡張期血圧の決定を表すグラフィ
ック表示が第５図に表してある。第５図は約0.37秒だけ
時間が分離された一連のデータ点から或る曲線51のほぼ
正弦波曲線部分150を表示している。曲線部分150は両方
の曲線部分100,150が２個の頂点110,112,2個の天底点12
0,122及びサイクル234を共有している限り曲線部分100
（第４図）と重なる。曲線部分150にはまた、頂点156,1
58,160及び天底点164,166,168,170が含まれている。こ
れらの頂点110,112,156,158,160及び天底点122,164,16
6,169,170は個々のパルス・サイクル134,176,178,180,1
82を定める。二等分線184,186は第３図の二等分線80,82
及び第４図の二等分線138,140,142と同様の様式で各々
サイクル176及び178を通じて描いてある。圧力決定点を
選択するには、天底点166を選択し、圧力決定天底点166
における腕カバー圧力（85mmHg）は読取る。圧力決定点
として使用する天底点を決定するにはその個々のサイク
ルのトラフ部分188の端部にある、または端部付近にあ
る天底点166を使用する。グラフから注目される如く、
天底点164,168,170はほぼその個々のトラフ部分の端部
に隣接して配設されていない。第４図に関連して説明し
た如く、天底点120はそのそれぞれのパルス・サイクル
のトラフ部分の中間に直接存在している。

圧力決定天底点116を見る別の方法は、サイクル178の
部分で動脈パルス信号が連続する頂点158に向つて急激
に上昇を開始する点に、あるいはその近くに天底点166
があることである。圧力決定点としてサイクルの急激に
上昇する部分の開始点部分に配設され、またはその付近
に配設されている天底点166の選択は生理学的に重要で
ある。こうして位置付けられた天底点166は腕カバー10
で与えられる圧力が十分に低いので腕カバー10が最早動
脈に流れる血液と流れを制限しないことを示している。
療法士にとって馴染みがある如く、患者の拡張期圧力は
一般に腕カバー10で与えられる圧力が最早血液の流れを
制限しない圧力として定められる。

この方法を利用すると、患者の拡張期血圧のより一貫
した正確な決定が提供されることを本出願人は発見し
た。本発明のこの増強された一貫性及び正確性に対する
理由は、腕カバー10に与えられる圧力が最早腕カバー10
を通過する血圧の流れを制限しない正確な動脈パルス信
号点を良好にとらえるという事実に基づいていると確信
される。さらに、本発明の正確性と一貫性は、本発明が
パルスの増幅に影響を与える外部ノイズの影響をあまり
受けないので増強される。

3.第３モード この第３モードおける本発明の血圧決定法のグラフイ
ック表示を第６図に示す。第３モードは本発明の「数学
的演算法」による患者の平均動脈圧を決定するため使用
される。第６図におけるグラフィック表示は全体的に正
弦波曲線200を形成すべく互いに接続された複数個のデ
ータ点を有する単一パルス・サイクルを示す。曲線200
は、動脈圧をＹ軸線上に表示し、時間をＸ軸線上に表示
して、患者の動脈圧を時間の関数として関係付けてい
る。曲線200には腕カバー圧力が表示されていないが、
曲線200に対応する腕カバー圧力は患者の測定された拡
張期圧力を下廻る腕カバー圧力である。拡張期圧力以下
の腕カバー圧力を選択する理由は、以後、一層詳細に説
明する。

第６図に示されたグラフィック表示は以下の様式で構
成される。患者の測定された拡張期圧力を下廻る腕カバ
ー圧力にて単一のパルス・サイクルが利用される。次
に、このサイクルの頂点202が患者の測定された収縮期
圧力にセットされる。本例の場合、これは140mmHgであ
る。このサイクルの最低点すなわち天底点204が次に患
者の測定された拡張期圧力にセットされる。本例の場
合、これは85mmHgである。これら２個の知られた点を使
用すると次にグラフは動脈圧の線状スケールを作り出す
べくグラフ上における測定された収縮期圧力と測定され
た拡張期圧力の間に動脈圧を線形に補間させることによ
り較正される。

平均動脈圧は患者の収縮期圧以下及び患者の拡張期圧
以上にすべきである。圧力決定（偏向）点206は以下の
条件に合致するのでこれが選択される。最初に、平均動
脈圧の測定時に圧力決定点は患者の動脈圧が時間と共に
減少する曲線200上の点である。換言すれば、圧力決定
点206はパルス最大点（頂点202）とパルス最低点（天底
点204）の間のいずれかの箇所にあり、パルス最低点
（天底点204）と後続のサイクルの最大パルスの間の箇
所には存在しない。

圧力決定点206に合う第２条件は、それが動脈圧の変
化対時間の割合が著しく変化する点を表すことにある。
グラフを見るとこの変化は曲線200の勾配変化で表さ
れ、曲線200の勾配は著しく増加している。第６図に示
される如く、頂点202と圧力決定点206の間の曲線200の
部分の勾配は毎秒大略−225mmHgであり、一方、圧力決
定点206天底点204の間のインターバルにおける曲線200
の部分の勾配は毎秒大略−40mmHgである。従って、圧力
決定点206と天底点204の間で曲線200の勾配は負の状態
であるが、著しく増加していることに注目されよう。圧
力決定点206と天底点204の間の曲線の部分の勾配は負の
状態になっているが、本出願人はたまたま曲線の勾配が
圧力決定点206と圧力決定点206に続く２個または３個の
点の間といったこの部分の短いインターバルに対し正に
なることを発見した。圧力決定点206は、曲線200の第１
導関数が著しく変化する点として、または曲線200の勾
配の変化率が頂点202と天底点204の間のインターバルで
最大値の到達する点としても説明できることが演算に馴
染みのある当業者には理解されよう。

圧力決定点として曲線206の如き「偏向点」を使用す
ると、患者の平均動脈圧の測定における極めて一貫性の
ある結果を生み出すことを本出願人は発見した。平均動
脈圧の正確で一貫性のある決定として、この数字的演算
法の一致性を証明するため本出願人により利用された１
つの実験を第6A図及び第6B図に示す。

第6A図は動脈パルス信号が時間の関数として示されて
いるグラフ上に示された一連のパルス・サイクルを示
す。第6A図と第6B図のグラフにおいて、動脈パルス信号
が０に等しい（Ｙ＝０）線が個々のグラフ上に表示され
た全てのパルス化信号の数字的真の平均値と等しくなる
ようセットされる。これを実現する他の方法は、全体の
曲線209（第6A図）の下側の領域が点A,B,C及びＤで定め
られた矩形の領域と等しく、勿論、これはＹ＝０の線の
下側のグラフの領域と等しくする方法である。

第6A図は50mmHgと40mmHgの間の腕カバー圧力、すなわ
ち典型的な拡張期圧力以下の腕カバー圧力における大略
10秒間の期間にわたり記録された12個のパルス・サイク
ルの曲線209を示す。各サイクルの圧力決定偏向点210は
Ｙ＝０の線の周りをうろつく傾向があり、従って偏向点
は患者の平均動脈圧を正確に反映しないことに注目され
よう。

第6B図は第6A図に示された最初の３個のサイクル212,
214,216の拡大図である。この拡大図は圧力決定偏向点
がＹ＝０の線の周りで相互間の間で十分相関関係があ
り、他の未知の振動ノイズにより容易に影響されないこ
とを一層明瞭に図解している。この事実は本発明が他の
公知の方法より一層正確に平均動脈圧を決定する方法を
提供できる点で重要である。

本発明は数字的演算法が平均動脈圧を決定する際の正
確性は、収縮期圧と拡張期圧両者の正確な決定に依存し
ていることに注目すべきである。この正確な決定は本発
明により提供され、前掲の第３図に関連して説明され
る。

平均動脈圧は患者の拡張期圧以下の腕カバー圧力にて
最良に測定されることを発見した。患者の拡張期圧力以
下の圧力において、腕カバー10と交換器16が主として患
者の動脈のパルス信号のピック・アップする検出装置と
して利用される。動脈パルス信号をピック・アップし、
且つ記録する超音波または光学的変換器の如き圧力検出
装置またはパルス化検出装置を使用する際、圧力決定偏
向点、頂点及び天底点の間で腕カバー10の装置の使用を
通じて達成されるのと同じ相関関係を達成することが期
待される。これらの相関関係の類似性により腕カバーの
無い血圧測定値は患者の収縮期圧と拡張期圧が比較的正
確な測定装置により得られる限り患者と平均動脈圧の正
確な決定値を提供する目的で利用可能になる。

本発明の他の特徴は、平均動脈偏向点、収縮期最大頂
点及び拡張期最低天底点が相互に関係付けられる方法を
知れば、療法士は２個の天のみを知ることにより３個の
点のいずれかを決定できることにある。例えば、患者の
動脈パルス信号、拡張期圧力及び平均動脈圧を得れば、
療法士は次に患者の収縮期圧力を計算できる。

患者の平均動脈圧の決定は、療法士が患者を的確に処
置できる極めて重要なものである。先に説明した如く、
患者の平均動脈圧は一般に患者の心臓出力に患者の心臓
血管循環系の全周縁抵抗をかけたものに等しい。患者の
高血圧の制御に対し、療法士は薬剤の或る種類を指定す
るかまたは薬剤の他の型式を指定することによる患者の
全体的な周縁抵抗を制御することで患者の心臓出力を制
御するよう選択できる。こうした薬剤は指定する療法士
が注入するこうした薬剤の正確な投与量を決定するよう
患者と平均動脈圧の正確な読取り値をとれることが重要
である。

4.第４モード 第７図は動脈パルス波形に関係あるデータが時間の関
数として表示される本発明の第４モードを示すグラフィ
ック表示を含む。第４モードの主たる目的は、患者と血
圧決定よりむしろ患者の心臓血管系の状態に関する情報
を収集することにある。第７図及び第７図及び第7A図に
３個の曲線が描いてある。

第７図において、第１曲線240は曲線240により互いに
接続された一連のデータ点を含む。データ点は動脈パル
ス信号に対応し、この信号は本例の場合、患者の収縮期
圧力以上の腕カバー圧力にて測定される。第１導関数曲
線244である第２曲線は動脈パルス信号曲線240の第１導
関数の曲線である。第３曲線248はグラフに示された曲
線240の部分の期間にわたる動脈圧パルス信号曲線240の
積分である。

第7A図は動脈圧パルス信号曲線250、動脈圧曲線250の
第１導関数である導関数曲線252、動脈圧曲線250の積分
である積分曲線254を含む３個の類似した曲線を含む。
第７図は正常な心臓血管状態にある人の動脈パルス波形
を示し、一方、第7A図は高血圧を呈する患者の動脈パル
ス波形を示す。動脈パルス波形が第7A図に示されている
患者は、158mmHgの測定された収縮期圧、80mmHgと拡張
期圧力及び105mmHgの平均動脈圧を有することが判明し
た。医療分野の熟知者には理解される如く、158mmHgの
収縮期圧力は正常値以上である。

第７図及び第7A図に示された情報は腕カバー圧力が時
間に対し減少する「検査」中に得られたが、これを見本
にする必要はないことも注目すべきである。一定の腕カ
バー圧力を維持することにより、本発明の第４モードと
第５モードに対し必要とされる情報を得ることができ
る。

第７図と第7A図を比較すると、曲線240,244,248及び
曲線250,152,254の間に多数の相違点が存在することに
注目されよう。これらの相違点は第7A図の患者の高血圧
状態を示している。２組の曲線の間の最初の相違点は、
高血圧患者の曲線250,252,254（第7A図）が正常な患者
の曲線240,244,248（第７図）より雑音が多い点であ
る。２組の曲線の間の第２の相違点は高血圧患者の動脈
圧パルス曲線250に256における如き裂け目又は降下が含
まれる点である。これらの裂け目または降下256は正常
な患者の動脈パルス圧力信号曲線240には存在しない。
これらの裂け目または降下256はまた、第１導関数曲線2
52における偏向点258として高血圧患者の第１導関数曲
線252で反映される。２個の曲線の間の第３の相違点
は、高血圧患者の動脈パルス曲線250において、データ
点260からデータ点262までのサイクルにおける曲線の
「拡張期」部分が正常な患者の動脈パルス曲線240の対
応する拡張期部分（点264から点266まで）より高いレベ
ルに上昇することにある。

患者の収縮期圧力を越える腕カバー圧力においてとら
れる動脈パルス曲線を利用することには多数の理由があ
る。超収縮腕カバー圧力を使用する１つの理由は、腕カ
バー圧力が収縮期圧力より高い場合、腕の内部の患者の
動脈血管が腕カバー10の箇所においてブロックされるこ
とである。こうしてブロックされることで、血管は、圧
力信号を心臓から大動脈に伝え、動脈血管を通じて腕カ
バー10へ伝え、次にこの腕カバーが振動信号をピック・
アップするような信号伝達線として作用する。血液が満
たされた血管は完璧な振動伝達媒体ではないが、こうし
て得られた情報は今日まで侵入型血圧決定手段でのみ測
定できた大動脈の圧力曲線を高品質的に表している。さ
らに、こうして得られた情報はまた、動脈血管の特性と
腕カバー10の血管に対する結合効果といった他の影響も
反映している。

第７図及び第7A図に示された波形の解釈は極めて困難
であるが、第７図及び第7A図の波形は同一患者からの同
様の前回のデータと比較すると療法士にとって有用であ
る。こうした前回データと比較した際、第７図及び第7A
図の情報は療法士に対し患者の心臓の劣化、動脈弁の雑
音、患者の血管の変化に起因する血液流れの変化といっ
た患者の心臓血管系の状態に関する重要な情報を提供で
きる。

第１導関数曲線244,252により付加的な情報が提供さ
れる。第１導関数曲線244,252は各々動脈圧曲線240,250
の勾配変化を表示している。そのため、第１導関数曲線
244,252は低レベルの雑音の存在を一層感知する。これ
ら低レベルの雑音の表示は一部の心臓血管問題に固有の
雑音の良好な診断を助けるため療法士により使用でき
る。例えば、第7A図において、動脈パルス圧力曲線250
に存在する小さい振動雑音の多くが第１導関数曲線252
上に良好に表示される。これら小さい振動の例は分割点
256であり、これは第１導関数曲線252上の偏向点258と
してより良好な表示されている。

積分圧力特性248,254はグラフの開始点（左側）で収
集されたデータからグルフ上に収集され表示される最後
の点までの圧力信号データの総和である。従って、積分
曲線248,254で表示された情報は表示全体にわたり全体
の蓄積された動脈圧に時間を掛け合わせたものに関係が
ある。第７図及び第7A図にて表示された情報は超収縮用
圧力にて得られたので、腕カバー10の領域における体の
部分には血液は流れなかった。従って、各パルスの積分
は心臓の各心拍強度に関する情報を提供する。積分曲線
248,254はそれ自体の解釈が困難であるが、これらの曲
線は患者の心臓血管系の状態に関する情報を療法士に提
供する目的で初期時点に患者から取られた類似の積分曲
線と併用すれば、療法士にとって有用なものである。

5.第５モード 第８図及び第8A図に示されたグラフィック表示は、第
５モードにおける本発明で呈示されたデータを示してい
る。第８図及び第8A図は両方の組の図面が時間の関数と
して動脈パルス波形を示し、主として血圧決定よりむし
ろ患者の心臓血管状態に関する情報を提供する目的に利
用される点で第７図及び第7A図と類似している。

さらに、両方の組の図面には３個の曲線が含まれてい
る。第８図及び第8A図にはそれぞれ動脈圧パルス曲線30
0,302、第２導関数曲線304,306及び積分曲線308,310が
含まれている。第７図及び第7A図と第８図及び第8A図と
の主たる相違点は第７図及び第7A図が超収縮期腕カバー
圧力に得られた情報を表示する一方、第８図及び第8A図
が弱い拡張期腕カバー圧力にて得られた情報を表示す点
にある。

第８図は正常な血圧を有する男性患者から取られた情
報を表し、第8A図は高血圧を呈する男性患者から得られ
た情報を表す。正常な人の曲線300,304,308（第８図）
と高血圧患者の曲線302,306,310（第8A図）の間には多
数の主たる相違点が存在する。第１に、高血圧患者の動
脈パルス圧力曲線302上にはさらに高い周波数の雑音が
存在することに注意されよう。こうした高い周波数の雑
音の例は第8A図の第１導関数曲線306の点311,313に最も
よく示されている。

第２の相違点は、高血圧患者の動脈パルス圧力曲線30
2の頂点に「裂け目」が存在することにある。高血圧患
者の動脈パルス圧力曲線302上には裂け目を見ることは
できないが、第１導関数曲線上の偏向点312は明らかに
こうした裂け目の存在を示している。第３の相違点は、
高血圧曲線が第7A図の点260と262との間の動脈パルス曲
線2500拡張期部分にて示された著しい増加と類似してい
る点314,316との間の曲線の拡張期部分における著しい
増加を呈する点である。

第５モードで表示された情報は本発明の第４モードで
表示された情報と類似している。表示された情報の間の
主たる相違点は第４モード（第７図及び第7A図）におい
て情報の収集されるときの腕カバー圧力が超収縮期圧力
であるとする事実から得られるものである。従って、第
４モードにおいては、腕カバー10が配置されている患者
の腕の領域における血管には血液が流れていない。腕カ
バー10がピック・アップした信号は、腕カバー近傍の腕
の領域を流れる血液はない。という事実を反映する。し
かしながら、第５モードにおいては、腕カバー10で生じ
る血液流れに対しての制限は血液がその領域を自由に流
れることができるよう最低になっている。

理論的には、血液の流れがない第４モード（収縮期圧
力以上）では、腕カバー10は圧力信号を腕カバー10に送
る心拍強度も測定し、一方、第５モード（拡張期圧力以
下）においては腕カバー10は腕カバー10が設置してある
腕の上で心拍から出る圧力波形で生ずる動脈循環系の振
動を測定する。従って、一般に血液の流れがない第４モ
ードは、心臓収縮の強さに関する情報を提供する。制限
は伴わずに血液の流れを生ずる第５モードは循環系にお
ける血液の流れに関する情報を療法士に提供する。心臓
の強さと心臓血管系における血液の流量に関する情報は
それぞれ直接心臓出力と心臓血管循環系の抵抗に関係が
ある。先に説明した如く、心臓出力及び心臓血管系の抵
抗に関する情報は高血圧を有する患者の診断と処置に際
し療法士にとって必須のものである。

6.第６モード 本発明も使用できる第６モードは、心臓用ペースメー
カーのチューニングと共に本発明の装置を使用すること
に関係がある。

固定割合型ペースメーカーと心臓応答型ペースメーカ
ーの２種類のペースメーカーが存在している。固定割合
型ペースメーカーは患者自体の心臓インパルスとは無関
係に安定割合にて電気的パルスを送信するペースメーカ
ーである。こうしたペースメーカーは正常な心臓活動を
妨害するので固定割合型ペースメーカーが使用されるの
は稀である。

より一般的に使用されているペースメーカーは心臓応
答型ペースメーカーである。心臓応答型ペースメーカー
はペースメーカーの励起シーケンス（ファィリングシー
ケンス）が特定の心臓活動により決定されるペースメー
カーである。典型的には、これら心臓応答型ペースメー
カーにはＲ波または前房復極といった心臓の電気的活動
を検出できる検出電極が含まれている。心臓応答型ペー
スメーカーは検出された心臓の電気的活動から適度に遅
延した後励起シーケンスを開始するよう設計されてい
る。本願で使用されている如く、「励起シーケンス」と
は検出された心臓の電気的活動とペースメーカーが電気
的パルスを心臓または心室に送る時点との間の遅れを構
成する両方の時間量を示す。さらに、「励起シーケン
ス」という用語にはこれらの電気的パルスが心臓に伝え
られる割合（通常、毎分あたりの心拍数として表され
る）が含まれる。

心臓応答型ペースメーカーは二重室型ペースメーカー
または単室型ペースメーカーのいずれかである。二重室
型ペースメーカーには、右房及び右心室の如き２個の室
を励起する一対の電極が含まれる。単室型ペースメーカ
ーは心臓の４室の１個のみを励起する。

ペースメーカーを埋込む心臓病専門医の仕事の１つ
は、ペースメーカーに対する適切な励起シーケンスを確
立することにある。これを達成するため医者は通常、ペ
ースメーカーの励起シーケンスを調節する適切な道具と
訓練をスペースメーカー技術者が有しているので、ペー
スメーカー技術者と共に作業する。適切な励起シーケン
スは通常以下の様式にて行われる。

患者は最初に心電図（EKG）及び本願発明による装置
の両方にセットされる。ベースメーカーの技術者と医者
は最初に検出された心臓の電気的活動とパルス送信の間
の時間を長くするかまたは短くする目的でEKGを使用す
るので患者のEKGは「正常な」EKGとほぼ等しい。患者は
EKGは異常であると医者が決定すれば、医療はペースメ
ーカーの技術者に対し指示を出し、励起シーケンスを適
当に短くしたりまたは長くする。

二重室型ペースメーカーに対する適切な励起シーケン
スを確立した時点で、ペースメーカーの技術者と医者は
通常、最初に心室を励起するペースーメーカー電極の適
切な励起シーケンスを確立する。この方法は「心室をチ
ューニングする」として知られている。心室は適当にチ
ューニングされた後に、ペースメーカー技術者と医者は
次に前房を励起する電極の適切な励起シーケンスを確立
する（「前房をチューニングすること」）。好適には、
前房と心室の両者の相対的励起シーケンスが適切になっ
ていることを確実にし、且つ患者とEKGが正常なEKGに近
いことを確実にするため前房と心室が共にチューニング
される。しばしばベースメーカーの技術者は前房の励起
シーケンスまたは心室の励起シーケンスを微調整して、
前房と心室の適切な励起シーケンスを最適にするため前
房と心室とチューニング調整を行う。現在の方法では医
者は通常、患者の血圧の決定と記録のため慣用的な非侵
入型血圧測定装置を使用する。しかしながら、血圧モニ
ター装置はペースメーカーのチューニング用に使用され
ていないと確信されている。

患者のEKGが正常なEKGを近いとしても、EKGの示され
た正常な状態が常にペースメーカーが患者の血液循環運
動を最適化する目的で適切にチューニングされていこと
を意味しないことが本出願人により発見された。本発明
は患者の血液循環運動を以下の洋式で最適化するよう励
起シーケンスを医者が微調整できるようにする。医者と
ペースメーカーの技術者がEKGを使用する可能性と同
様、ペースメーカーの励起シーケンスをチューニングし
た後、本出願人と発明の装置は患者の血圧を決定する本
出願人の方法に関連した前述した様式と同様の様式にて
医者と技術者により使用される。圧力誘引装置で誘引さ
れた圧力は超収縮期圧力に上昇される。圧力誘引装置で
誘引された圧力は次に時間経過と共に弱い拡張期圧力ま
で減少される。圧力データとパルス化信号データを含む
データストリームを得るため変換器が使用される。イン
フォメーションストリームを表示するためビデオ表示モ
ニターまたは画像プリント・アウト装置といったグラフ
ィック表示装置が使用される。好適には、インフォメー
ションストリームは超収縮器圧力から弱い拡張期圧力に
わたる範囲で腕カバー圧力データの関数としてパルス化
信号データとして表示される。こうしたグラフィック表
示の例を第２図に示す。第２図のグラフィック表示は頂
点54,56,61,60及び62の如き一連の頂点及び天底点58,67
及び64の如き一連の天底点を含む全体的に正弦波インフ
ォメーションストリーム曲線を含むことに注目されよ
う。

第２図は正常で健康な心臓血管状態を有する人のパル
ス信号対腕カバー圧力曲線を示す。患者の状態が正常で
健康であることを示す多数の特性が第２図に示してあ
る。１つの特性は、パルス信号曲線の形状に関するもの
である。（頂点54と16の間に線を引くことによる等）隣
接する頂点間を接続する線を引くことにより曲線を作成
し、隣接する天底点を接続した第２線を引けば全体的に
滑らかに上昇及び減少する一対のベル形曲線が作成され
る。隣接する頂点を接続した点は、或る程度隣接する天
底点を接続した線の鏡像になろう。隣接する頂点を接続
する線は滑らかに上昇し、その頂点はピークの頂点61に
到達しよう。腕カバー圧力軸線に沿ってその線が右へ続
くのに伴い、この線は徐々にグラフの端に向かって下降
する。隣接する天底点を接続する線は、天底点67の左側
の天底点における最下方点にそれが到達するまで比較的
滑らかに降下しよう。次に、曲線はグラフの端部まで比
較的滑らかに上昇する。

患者の心臓血管の状態が受容できる健康な範囲にある
ことを示す他の特徴は患者の収縮期圧力、拡張期圧力及
び平均動脈圧力が正常な範囲内にあることである。第３
図に示される如く、患者の収縮期圧力は約140.0mmHgで
ある。第５図に示される如く、患者の拡張期圧力は185m
mHgである。第３図及び第６図に示される如く、患者の
平均動脈圧力は約93mmHgである。

パルス信号対腕カバー圧力情報のグラフを第11図に示
す。情報が取られた患者は心臓応答型、二重室型、右房
と右心室型ペースメーカーが埋設されている患者であっ
た。しかしながら、第11図のインフォメーションストリ
ームが取られた時間中には右心室の電極のみが励起され
ていた。医者とペースメーカーの技術者はEKGで処理で
きると共にこの患者の右心室を微調整した。本発明の装
置が次に励起され、第11図に示されたインフォメーショ
ンストリームが本発明の装置を使って作成された。

第11図のインフォメーションストリームを第８図のイ
ンフォメーションストリームと比較すると、グラフィッ
ク表示が実質上異なることに注目されよう。第11図にお
ける線402,404、隣接する頂点と天底点はそれぞれ腕カ
バー圧力軸線の周りの滑らかなベル形曲線に近似してい
ない。むしろ、隣接する頂点の間の動脈パルス信号の相
対的増加または減少がむしろ不規則的に表れる。第２図
に示されたインフォメーションストリームにはまた、不
規則性も含まれているが、第11図に示されたインフォメ
ーションストリームの不規則性の度合いは第２図に示さ
れた不規則性の度合いをはるかに越えることに注目され
よう。第２図のインフォメーションストリームにより表
示された不規則性は、データ内の加工または患者と呼吸
に起因するものであるが、第11図に示された高程度の不
規則性は不規則性の原因としての加工または呼吸を除外
している。

第11図に示されたインフォメーションストリームを調
べ、且つこのインフォメーションストリームを正常なイ
ンフォメーションストリーム（例えば、第２図）と比較
することにより医者はペースメーカーの励起シーケンス
が正しいか否か良好に決定できる。高精度の不規則性は
医者及びペースメーカー技術者に対しペースメーカーの
励起シーケンスまたは他の特性が正確に調節されないこ
とを示す。例えば、第11図に示された異常性はペースメ
ーカーの技術者がＲ波または動脈復極信号のタイミング
または検出を適切に確立しなかったことを示す。他の可
能性は医者とペースメーカー技術者が励起シーケンスを
正確に調節しなかったことにある。不規則性を生ぜしめ
る第３の問題は、一方の電極または両方の電極を心臓内
で誤って位置付けたことにある。

第11図でのインフォメーションストリームの作成中に
予期されない現象が見られた。本発明を使用すると、患
者の血圧は収縮期が120、拡張期が75、平均動脈血圧が8
0として測定された。信号の不規則性は本出願人の発明
と共に使用される慣用的な非侵入型血圧測定装置におけ
るエラーを誘引した。この慣用的な血圧測定装置は、同
じ患者の血圧が収縮期は149、拡張期は60、平均血圧は1
19であることを示した。

第11図に示された不規則性に応答して、医者とペース
メーカーの技術者は患者を心電図に再び接続し、ペース
メーカーの再チューニングをするかまたは電極を再位置
付けし、一層規則的な動脈パルス信号を確立し、こうし
てペースメーカーを患者の血液循環運動に合わせなけれ
ばならない。ペースメーカーをチューニングし、次に本
発明を使用して患者の動脈パルス信号における不規則性
を検出する方法は、インフォメーションストリーム内に
表示される心臓血管の不規則性を最低にするまでに必要
なだけ繰り返される。

第12図はペースメーカーの右房電極のみがパルスを伝
えている時間中の同じ患者に対する腕カバー圧力の関数
としてグラフに表された患者の動脈パルス信号のグラフ
ィック表示を示す。第12図のグラフィック表示は第11図
に示されたものとは異なる不規則性の組を表す。

隣接する頂点410,412及び414の如き頂点を接続する線
を引き、天底点416,418,420及び422の如き隣接する天底
点を接続する第２線を引けば、結果的に生じる２本の線
が通常のベル形曲線に近くなることに注目されよう。正
常に見えるにも拘わらず、天底点422から決定される患
者の収縮期圧は大略155mmHgであることがグラフから注
目されよう。理解される如く、この収縮期圧力は収縮期
血圧の正常範囲をはるかに越え、不健康な血圧状態を表
す。

この異常に高い収縮期圧力は右房が心臓の残りの部分
に対し適切な処理するために多過ぎる血液は吐出してい
ることを示す。この問題に対する１つの考えられる解決
は、心臓専門医が二重室型ペースメーカーを埋込んで心
臓内の他の室を励起することである。こうして励起され
たこの第２室は励起された右房により心臓に供給されて
いる付加的な血液を吐出できるよう。この二重室の励起
は、結果的に心臓の４つの室で吐出されている容積を一
層「近い状態」にし、心臓の吐出サイクルを心臓の自然
のリズムに同調させよう。

二重室の心臓応答型ベースメーカーを有する患者を表
す動脈パルス信号のグラフィック表示が第13図に示され
る。第13図のインフォメーションストリームを発生する
ため使用される特定のペースメーカーは、右心房と右房
の両者を励起したペースメーカーであった。第13図はま
た、同じ患者に対して第11図と第12図に受付不可能とし
て示されているインフォメーションストリームが受付可
能状態に微調節されたペースメーカーを表すインフォメ
ーションストリームを示す。

頂点428、430,432及び434の如き隣接する頂点の間に
引かれた線及び天底点438,440,442及び446の如き隣接す
る天底点の間に引かれた線は腕カバー圧力の軸線の周り
の全体的にベル形の一対の曲線を発生することに注目さ
れよう。グラフ11のインフォメーションストリームから
得られたベル形曲線は第２図のインフォメーションスト
リームから得られたベル形曲線と同様、対称的ではない
ことが認められる。しかしながら、第13図に示されたイ
ンフォメーションストリームは、患者の心臓がおそらく
基準状態にあるという事実に鑑み、不規則性の存在しな
いことを表していることを銘記すべきである。さらに、
患者の収縮期圧力は約132mmHgであり、患者の拡張期圧
力は約65mmHgであり、患者と平均動脈圧力は約80mmHgで
あることが第13図に表示されたインフォメーションスト
リームから注目されよう。従って、患者と血圧はまた、
受容可能な範囲内にある。グラフ13に示された如き状態
は、医者及びペースメーカー技術者に対しそのペースメ
ーカーがその特定の患者に対して充分調節されているこ
と及びそのペースメーカーにより確立された励起シーケ
ンスが受理可能であることを示している。

図示された好適実施態様を参照して本発明につき詳細
に説明してきたが、以下の請求の範囲に記載され定めら
れた本発明の範囲と技術思想的で各種改変と変更が存在
している。

産業上の利用可能性 異常の説明から明らかなように、本発明により、パル
ス周期のトラフ部または天底点を分析することにより、
従来技術と比較してより正確に、収縮期圧力および拡張
期圧力のみならず、平均動脈圧力も決定できるという効
果が得られる。

また、本発明により動脈圧力のスケールを生成して、
この動脈圧力のスケールにより平均動脈圧力を決定する
ことにより、より正確に平均動脈圧力を決定できるとい
う効果が得られる。

さらに、超拡張期圧力における微分ストリームおよび
積分ストリームを調べることにより、患者の心臓血管形
の状態も決定できるという効果も得られる。

さらに、本発明により、据付け後に医者がペースメー
カー性能を監視できるようにする利用性を備えている。
本発明により呈示された情報の量、種類及び精度により
医者がルーチンのチェック中に患者を検査する際、ペー
スメーカーが適切に機能しているか否かを決定できるよ
うにし、それにより、患者の血液循環運動を最適化する
ように心臓ペースメーカーを調節可能になる。

Claims (42)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】患者の血圧を決定する装置であって、 （ａ）患者に取付けられる非侵入型圧力誘引手段と変換
   器手段と、 （ｂ）前記圧力誘引装置により誘引された圧力を超収縮
   期圧力まで上昇させ、次いで 前記圧力誘引装置によって誘引された圧力を時間ととも
   に拡張期圧力を下廻る圧力まで減少させて圧力データと
   パルス化信号データを含むデータストリームを前記変換
   器装置から得た後に、前記データストリームを処理して
   圧力データとパルス化信号データを関係付けるインフォ
   メーションストリームを生成し、そのインフォメーショ
   ンストリームが少なくとも２個のパルス最大点と少なく
   とも２個のパルス天底点を含むように処理する処理手段
   とを備えた装置において、 （ｃ）前記少なくとも２個のパルス天底点の少なくとも
   １つを、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平均動脈圧
   力の少なくとも１つを決定するための点として選択する
   ことにより、前記インフォメーションストリームを調べ
   て、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平均動脈圧力の
   少なくとも１つを決定する手段、 を更に備えた、患者の血圧決定装置。
2. 【請求項２】前記少なくとも２個のパルス最大点が少な
   くとも２個の連続するパルス最大点を含み、前記処理手
   段は、以下の条件の少なくとも１つ、すなわち、 （ａ）第１パルス最大点が実質上第２パルス最大点以下
   である一対の連続するパルス最大点の間にてパルス天底
   点が生じ、 （ｂ）第１パルス最大点が実質上第２パルス最大点より
   大きい１対の連続するパルス最大点の間でパルス天底点
   が生じる、 に合致する少なくとも２個のパルス最大点の間でパルス
   天底点を選択するようにした請求の範囲１）項記載の装
   置。
3. 【請求項３】さらに、グラフィック表示手段と、前記イ
   ンフォメーションストリームを前記グラフィック表示手
   段に表示させる手段とを含む請求の範囲１）項記載の装
   置。
4. 【請求項４】前記インフォメーションストリームを前記
   グラフィック表示手段に表示させる手段は腕カバー圧力
   の関数としてパルス化信号データをグラフィック表示さ
   せる手段を含む請求の範囲３）項記載の装置。
5. 【請求項５】前記インフォメーションストリームを前記
   グラフィック表示手段に表示させる手段は時間の関数と
   してパルス化信号データをグラフィク表示させる手段を
   含む請求の範囲３）項記載の装置。
6. 【請求項６】前記グフィック表示手段はビデオ表示手段
   を含む請求の範囲３）項記載の装置。
7. 【請求項７】前記グフィック表示手段はプリンター装置
   を含む請求の範囲３）項記載の装置。
8. 【請求項８】前記処理手段は、前記インフォメーション
   ストリームとして、略正弦波インフォメーションストリ
   ーム曲線を作成し、少なくとも２個のパルス最大点が前
   記略正弦波インフォメーションストリーム曲線の頂点を
   含み、前記少なくとも２個のパルス天底点が前記略正弦
   波インフォメーションストリーム曲線の天底点を含み、
   前記略正弦波インフォメーションストリーム曲線が一対
   の連続するパルス最大点の間で曲線のインターバルとし
   て定められる少なくとも１個のパルス・サイクルを含む
   ようにした請求の範囲１）項記載の装置。
9. 【請求項９】前記少なくとも１個のパルス・サイクルが
   パルス化信号の急激に下降する部分、パルス信号のトラ
   フ部分及びパルス信号の急激に上昇する部分を含むよう
   にした請求の範囲８）項記載の装置。
10. 【請求項１０】前記少なくとも２個のパルス天底点の少
    なくとも１つを、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平
    均動脈圧力の少なくとも１つを決定するための点として
    選択することにより、前記インフォメーションストリー
    ムを調べて、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平均動
    脈圧力の少なくとも１つを決定する手段は、患者の収縮
    期圧力の決定のための点として前記少なくとも１つのパ
    ルス天底点を選択する手段を備えている請求の範囲９）
    項記載の装置。
11. 【請求項１１】前記少なくとも１つのパルス天底点を選
    択する手段は、前記パルス・サイクルのパルス天底点を
    選択する手段を含み、パルス天底点がパルス・サイクル
    のパルス信号トラフ部分の開始時に生じるようにした請
    求の範囲10）項記載の装置。
12. 【請求項１２】前記少なくとも１つのパルス天底点を選
    択する手段は、パルス・サイクルのパルス天底点を選択
    する手段を含み、パルス天底点がパルス信号トラフ部分
    の最初のデータ点に生じるようにした請求の範囲10）項
    記載の装置。
13. 【請求項１３】前記少なくとも２個のパルス天底点の少
    なくとも１つを、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平
    均動脈圧力の少なくとも１つを決定するための点として
    選択することにより、前記インフォメーションストリー
    ムを調べて、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平均動
    脈圧力の少なくとも１つを決定する手段は、患者の拡張
    期圧力を決定するための点として少なくとも１つのパル
    ス天底点を選択する手段を含む請求の範囲９）項記載の
    装置。
14. 【請求項１４】前記少なくとも１つのパルス天底点を選
    択する手段は、前記パルス・サイクルのパルス天底点を
    選択する手段を含み、パルス信号の急激に降下する部分
    に隣接するパルス信号トラフ部分の端部において前記パ
    ルス天底点が生じるようにした請求の範囲13）項記載の
    装置。
15. 【請求項１５】前記少なくとも１つのパルス天底点を選
    択する手段は、前記パルス・サイクルのパルス天底点を
    選択する手段を含み、パルス信号トラフ部分の最後のデ
    ータ点におけるパルス信号トラフ部分において前記パル
    ス天底点が生じるようにした請求の範囲13）項記載の装
    置。
16. 【請求項１６】前記少なくとも２個のパルス天底点を少
    なくとも１つを、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平
    均動脈圧力の少なくとも１つを決定するための点として
    選択することにより、前記インフォメーションストリー
    ムを調べて、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平均動
    脈圧力の少なくとも一つの決定する手段は、患者の平均
    動脈圧力を決定するための点として前記少なくとも１つ
    のパルス天底点を選択する手段を含む請求の範囲９）項
    記載の装置。
17. 【請求項１７】前記少なくとも１つのパルス天底点を選
    択する手段は、パルス・サイクルのパルス信号トラフ部
    分の中間において前記パルス天底点を選択する手段を含
    み、前記パルス天底点が生じるようにした請求の範囲1
    6）項記載の装置。
18. 【請求項１８】前記少なくとも１つのパルス天底点を選
    択する手段は、前記パルス・サイクルのパルス天底点を
    選択する手段を含み、パルス・サイクルを定める２個の
    パルス最大点の圧力データ点の平均値と全体的に等しい
    圧力データ点において前記パルス天底点が生じるように
    した請求の範囲16）項記載の装置。
19. 【請求項１９】インフォメーションストリームを作成す
    る手段が一連のパルス・サイクルを備える略正弦波のイ
    ンフォメーションストリームを作成する手段を含み、各
    パルス・サイクルが隣接するパルス最大点の間の曲線と
    インターパルにより定められ、各サイクルが急激に下降
    する部分、トラフ部分、急激に上昇する部分により定め
    られ、前記少なくとも２個のパルス天底点がトラフ部分
    の天を備えるようにした請求の範囲１）項記載の装置。
20. 【請求項２０】前記少なくとも２個のパルス天底点の少
    なくとも１つを、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平
    均動脈圧力の少なくとも１つを決定するための点として
    選択することにより、前記インフォメーションストリー
    ムを調べて、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平均動
    脈圧力の少なくとも１つを決定する手段は、前記一連の
    パルス列内のパルス・サイクルを選択する手段を含み、
    前記パルス・サイクルのパルス天底点がパルス・サイク
    ルのトラフ部分の開始部に隣接して生じて収縮期圧力を
    決定するようにした請求の範囲19）項記載の装置。
21. 【請求項２１】前記選択された前記パルス・サイクルが
    前記一連のパルス・サイクルの第１パルス・サイクルを
    含み、その中でパルス天底点がトラフ部分の開始部に隣
    接して生じ、収縮期圧力は選択されたパルス天底点にお
    ける圧力データを利用することにより決定されるように
    した請求の範囲20）項記載の装置。
22. 【請求項２２】前記少なくとも２個のパルス天底点の少
    なくとも１つを、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平
    均動脈圧力の少なくとも１つを決定するための点として
    選択することにより、前記インフォメーションストリー
    ムを調べて、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平均動
    脈圧力の少なくとも１つを決定する手段は、前記一連の
    パルス・サイクルの中１つのパルス・サイクルを選択す
    る手段を含み、その中でパルス・サイクルのパルス天底
    点がパルス・サイクルのトラフ部分の端部に隣接して生
    じて拡張期圧力を決定するようにした請求の範囲19）項
    記載の装置。
23. 【請求項２３】前記選択されたパルス・サイクルが前記
    一連のパルス・サイクルの第１パルス・サイクルを含
    み、パルス天底点がトラフ部分の端部に隣接して生じ、
    患者の拡張期圧力は選択されたパルス天底点における圧
    力データを利用することにより決定されるようにした請
    求の範囲22）項記載の装置。
24. 【請求項２４】前記少なくとも２個のパルス天底点の少
    なくとも１つを患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平均
    動脈圧力の少なくとも、１つを決定するための点として
    選択することにより、前記インフォメーションストリー
    ムを調べて、患者の収縮期圧力、拡張期圧力及び平均動
    脈圧力の少なくとも１つを決定する手段は、前記一連の
    パルス・サイクルにおけるパルス・サイクルを選択する
    手段を含み、前記パルス・サイクルのパルス天底点がサ
    イクルのパルス・サイクル・トラフ部分の中間において
    生じて平均動脈圧力を決定するようにした請求の範囲1
    9）項記載の装置。
25. 【請求項２５】さらに、データストリームの情報を格納
    するデータ格納手段と、データストリームの情報を格納
    する手段とを備える請求の範囲１）項記載の装置。
26. 【請求項２６】患者の平均動脈圧力を決定する装置であ
    って、 （ａ）患者に固定される非侵入型圧力誘引装置と変換器
    装置と、 （ｂ）パルス化信号データを含むデータストリームを変
    換器装置から得、パルス化信号データと時間データを含
    み、少なくとも１個の頂点と少なくとも１個の天底点を
    有する略正弦波のインフォメーションストリーム曲線を
    作成するよう前記データストリームを処理する処理手段
    と、 （ｃ）患者の収縮器圧力と拡張器圧力を決定する手段
    と、 （ｄ）頂点における動脈圧力を決定された収縮期圧力に
    等しく設定することにより動脈圧力のスケールを生成す
    る手段と、 （ｅ）天底点における動脈圧力を決定された拡張期圧力
    に等しく設定する手段と、 （ｆ）インフォメーションストリーム曲線内の圧力決定
    点を選択する手段と、 （ｇ）選択された圧力決定点と、動脈圧力のスケール
    と、決定された収縮期圧力と拡張期圧力を利用して、患
    者の平均動脈圧力を決定する手段と、 を備えた患者の平均動脈圧決定装置。
27. 【請求項２７】前記動脈圧力のスケールを生成する手段
    は動脈圧力を線状に補間する手段を含む請求の範囲26）
    項記載の装置。
28. 【請求項２８】前記圧力決定点を選択する手段はインフ
    ォメーションストリーム内の頂点と天底点の間のデータ
    点を選択する手段と、選択された圧力決定点における動
    脈パルス圧力を利用して平均動脈圧力を決定する手段を
    含む請求の範囲26）項記載の装置。
29. 【請求項２９】前記インフォメーションストリーム内の
    データ点を選択する手段は、前記インフォメーションス
    トリーム曲線の勾配が著しく変化する圧力決定点を選択
    する手段を備える請求の範囲26）項記載の装置。
30. 【請求項３０】前記インフォメーションストリーム曲線
    の勾配が著しく変化する圧力決定点を選択する手段は、
    インフォメーションストリーム曲線の勾配が著しく増加
    するデータ点を選択する手段を含む請求の範囲29）項記
    載の装置。
31. 【請求項３１】前記インフォメーションストリーム曲線
    の勾配が著しく変化する圧力決定点を選択する手段は、
    前記頂点と前記天底点との間の区間において曲線の勾配
    の変化率が最大であるデータ点を選択する手段を備える
    請求の範囲29）項記載の装置。
32. 【請求項３２】前記インフォメーションストリーム曲線
    内の圧力決定点を選択する手段は、インフォメーション
    ストリーム曲線内で動脈圧力の変化率が時間の関数とし
    て著しく減少する圧力決定点を選択する手段を含む請求
    の範囲26）項記載の装置。
33. 【請求項３３】前記圧力決定点に選択する手段は、イン
    フォメーションストリーム曲線内で前記圧力誘引装置に
    より患者に加えられる圧力が患者の拡張期圧力以下にな
    る点において圧力決定点を選択する手段を含む請求の範
    囲26）項記載の装置。
34. 【請求項３４】患者の心臓血管系の状態の決定装置であ
    って、 （ａ）患者に取付けられ非侵入型圧力誘引手段と変換器
    手段と、 （ｂ）前記変換器手段からパルス化信号データを含むデ
    ータストリームを得る処理手段と、 （ｃ）前記データストリームを処理してパルス化信号デ
    ータと時間データを含むインフォメーションストリーム
    を作成する処理手段と、 （ｄ）インフォメーションストリームを処理してインフ
    ォメーションストリームのデータの変化率に関係ある情
    報及び積分ストリームを含む第１導関数ストリームを作
    成する処理手段と、 （ｅ）前記超収縮圧力においてインフォメーションスト
    リーム、第１導関数ストリーム及び積分ストリームの少
    なくとも１つを表示して患者の心臓血管系の状態をユー
    ザが検査できるようにする表示手段と、 を備えた患者の心臓血管系状態決定装置。
35. 【請求項３５】前記表示手段は動脈パルス曲線としてイ
    ンフォメーションストリームを、第１導関数曲線として
    第１導関数ストリームをグラフィック表示するグラフィ
    ック表示手段である請求の範囲34）項記載の装置。
36. 【請求項３６】前記変換器手段からのデータストリーム
    を得る手段は患者の収縮期圧力以上の圧力で誘引装置に
    より誘引される圧力において前記変換器手段からのデー
    タストリームを得る手段を含み、前記表示手段は前記積
    分ストリームを表示して患者の心臓収縮強度をユーザが
    決定可能にする請求の範囲34）項記載の装置。
37. 【請求項３７】前記変換器手段からのデータストリーム
    を得る手段は患者の収縮期圧力以上の圧力で誘引装置に
    より誘引される圧力において前記変換器手段からのデー
    タストリームを得る手段を含み、インフォメーションス
    トリーム、第１導関数ストリーム及び積分ストリームの
    少なくとも１つを表示する表示手段は積分ストリームを
    表示して患者の循環系内の血液の流れに関する情報をユ
    ーザが決定可能にする請求の範囲34）項記載の装置。
38. 【請求項３８】インフォメーションストリーム、第１導
    関数ストリーム及び積分ストリームの少なくとも１つを
    表示する前記表示手段は、第１導関数ストリームを表示
    することにより心臓血管の雑音の存在を検出可能にする
    請求の範囲34）項記載の装置。
39. 【請求項３９】心臓ペースメーカーの調整援助装置であ
    って、 （ａ）前記ペースメーカーの励起シーケンスを調節する
    ためのカルジオグラフ装置と、 （ｂ）患者に取付けられた非侵入圧力誘導手段及び変換
    手段と、 （ｃ）前記非侵入圧力誘導手段によって誘導された圧力
    を上収縮期圧力まで上昇させる手段と、 （ｄ）前記非侵入圧力誘導手段によって誘導された圧力
    を下拡張期圧力に達する時間を越えて低下させる手段
    と、 （ｅ）前記変換手段から、圧力データ及びパルス信号デ
    ータを含むデータストリームを得る手段と、 （ｆ）前記インフォメーションストリームを表示して、
    前記インフォメーションストリームに表示された脈拍の
    不規則性をユーザを検出可能にする表示手段と、 （ｇ）必要に応じて、前記インフォメーションストリー
    ムに現られた脈拍の不規則性を減少させるために、前記
    ペースメーカーを調整する手段と、 を備えた心臓ペースメーカー調整援助装置。
40. 【請求項４０】前記表示手段は、超収縮用から下拡張期
    までの範囲の腕カバー圧力データの関数としてのパルス
    信号データとして、インフォメーションストリームを表
    示して、一連の頂点及び一連の天底点を含むほぼ正弦波
    形のインフォメーションストリーム曲線を生成するグラ
    フィック表示手段を備えている請求の範囲39）項記載の
    方法。
41. 【請求項４１】前記インフォメーションストリームを表
    示する前記表示手段は、前記インフォメーションストリ
    ーム曲線を表示して、前記一連の頂点及び一連の天底点
    の少なくとも１つがほぼ滑らかに降下し、腕カバーの画
    像軸に関してベル形の下降する曲線を形成するかどうか
    をユーザが決定できるようにする手段を備えている請求
    の範囲40）項記載の装置。
42. 【請求項４２】前記表示手段は、前記インフォメーショ
    ンストリーム曲線を表示して、患者の収縮期、拡張期及
    び平均動脈圧力の少なくとも１つを決定し、患者の収縮
    期、拡張期及び平均動脈圧力の前記少なくとも１つが生
    理学的に許容できる範囲外にあるどうかをユーザが決定
    できるようにする手段を備えている請求の範囲40）項記
    載の装置。