JPS62502307A

JPS62502307A - 人体における機械的特徴の非侵入的決定

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Publication number: JPS62502307A
Application number: JP61501410A
Authority: JP
Inventors: シ−ル，ジヨセフ・ビ−
Original assignee: シ−ル，ジョセフ・ビ−
Priority date: 1985-02-19
Filing date: 1986-02-19
Publication date: 1987-09-10
Also published as: WO1986004801A1; AU573080B2; USRE34663E; EP0215062A4; EP0215062A1; US4646754A; AU5546086A

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】人体における機械的特徴の非侵入的決定発明の背景本発明は、組織病理及び人体の機能を評価するための器官及び血管の巨視的機械的特徴の非侵入的小摂動測定に関する。

病理的組織変化は、しばしば、濃度は、弾性及び減衰の変化と相関付けられる。

巨視的機械的変化は、時々、超音波伝達及び反射特性と相関付けられるが、多くの重要な機械的変化は、低周波において大規模に最もはつきシと表わされる。これらのために、マニュアル触診が殆んど唯一の診断手段のままである。

かなシの努力が血圧測定法に払われたが、加圧された血管の小摂動機械的特徴を分析することは行なわれていなかった。眼圧は、小眼球形状摂動を行なうことによって、即ち、強膜の所定の領域を器具表面に対して平らにすることによっであるいは眼球を補正された空気の−吹きによって歪ませ、眼球から反射された光ビームの偏向を測定することによって検知される。本発明は同様にして小形状摂動を誘起するが、振動的励起及び機械的応答測定及び分析の洗練された使用によって患者に対してより快適な状態でよシ良いデータを得る。

血圧測定法は、通常は、侵入的でｌ）即ち、血流の一時的な閉塞を引き起こす。

一般の測定は、カテーテルの撓骨動脈への挿入と大動脈への侵入を伴う。肺動脈及び毛細血管圧は、スワンガンツ法によって測定される。即ち、この方法では、カテーテルが大きな血管を径由し、心弁を通って石心房に入シ、右心室から肺幹に入シ、右肺動脈及び左肺動脈のＴ分岐に至る。肺動脈圧はカテーテルによって測定され、一方肺毛細血管圧は、カテーテルの先瑞の風船をふくらませ一方の肺への血流を閉塞しながら風船から遠位の血圧の１４下即ち毛細血管圧を測定することによって得られる。外傷及びこれらの侵入的方法の危険は明らかである。

非侵入的閉塞血圧法は通常、下に存在する動脈をつぶすため（で腕又は足の周シに加圧力フを用いる。圧迫及び再膨張の瞬間即ち、血圧がカフ圧力よシ下に降下し且つカフ圧力の上に上昇する時間を示す瞬間は、血流ノイズから（聴診器あるいは接触マイクロフォンによって）検知され、あるいは超音波ドツプラ血流検出法あるいは手足の断面の急激な変化から（閉塞カフあるいは閉塞カフの遠位に配置された検知カフの圧力即ち容積のモニタによって検知される）から検知される。この結果は、通常、圧力の心収縮及び心拡張の最大値の概算である。カフ圧力脈動が平均カン圧力が変化した時に検知される場合に、平均動脈圧が推定することができる。これらのカフ法は、安定な心臓の鼓動に顆Ｊ１不規則な鼓動間の変動に追従できない。

上記の難点の幾つかを克服する最近のサーボカフ法は、アースリッド及びプルバック著の「循環」第４巻の第４号（サーボカフが固定された低い血流を維持している間に超音波ドツプラが上腕動脈をモニタする）及びヤマコシ他著の「血管無負荷技術による人指における瞬間的動脈圧力の間接的測定法）　ＩＥＥＥＴｒａｎｓ　、オンバイオメディカルＥｎｇ、Ｖｏ１．ＢＭＥ−２７、第３号１９８０年３月　（サーボカフが一定の光学的測定を維持している間に同様のシステムが指における毛細血液容積を光学的にモニタする）によって記載された方法を含む。前者の方法は、連続的圧力測定を行うが、静脈帰還流を阻止するためモニタはしばしば中断しなければならない。後者の方法の指圧波形は、心臓及び中心動脈に負荷する重要な圧力波形に対して相対的に歪められる。

ディー・ケー・ジェルトン及びアール・エム・オルソンは、で犬の肺動脈直径を追跡するために食道に超音波トランスジューサを用いた。彼らは、近似の短期圧力／直径相関関係を報告しているが、イッチャク他は、「血圧及び血流の動脈直径との相関関係Ｊ　Ｉｎｖｅｓｔｉ６ａｔｉｖｅ　Ｒａｄｉｏ’ｌｏｇｙ、１９８２年５月−６月の中で、犬の全身動脈直径を追跡するために超音波を用いて、有用な長期圧力／直径相関関係が無いことを見い出した。従って、連続的モニタの目的のために血圧が測定された血管直径に対して補正できるということは疑問がある。

人体の他の領域においては、カー７の米国特許第３，５９８，１１１号は、二成分トレース（抵抗インピーダンス及び無効インピーダンスを表わす）を時間の関数として得るために空気通路及び人肺の組織のインピーダンスを測定するための単一周波数において有用な餞械的且つ音響的に調整される空圧系を記載している。

発明の要約本発明の目的は、表面振動ドライバを用いて器官又は血管に低周波振動を誘起し、このドライバが表面に「感する」物（例えば機械的インピーダンス）を測定し、且つこの器官又は血管に誘起された振動を（例えば超音波によって）測定することにある。これらの測定値は、一般的には幾つかの周波数において有意の未知数を決定する。器官又は血管が時間と共に変化する内圧を有する場合、２つ又はそれ以上の圧力におけるデータの分析は、この数学的モデルとの更に厳密な相関関係をもたらし、従って動脈壁剛性等の絶対的圧力及び組織特徴を非常に正確に決定することができる。

このシステムは、ドライバを用いて、２０ＫＨｚ以下の振動を器官、液充填器官及び血管のセグメントヲ含む下層の人体構造に誘起する。このドライバは、患者にかけられた振動励起のパラメータ、例えばかげられた力又は速度の通常はこれらの両方を決定するための装置を含んでいる。構造振動を検知するための手段、例えば、超音波あるいは眼球接近のためのストロボスコープ表示の視覚的印象が配設される。Ｖ’Ｍ寸法も検知され得る。コンピュータコントローラ、信号処理装置及びこれらのセンサとの信号インターフェースを含んでいる。このシステムは、異なった周波数、及びある場合には、異なった圧力に関する十分な応答データをめて、これによシその局部的環境における人体構造の機械的インピーダンスについてのデータを推定し、このインピーダンスデータを用いて、構造の機械的パラメータを推定する。これらのパラメータは、濃度、剪断弾性率、クリープによる剪断弾性率の減衰率、剪断粘度、及び内圧等の集中的組織あるいは液パラメータを含み得、且つ又は有効振動質量又は動脈壁の剛性等の拡大即ち全構造パラメータを含み得る。

このコンピュータコントローラは、ドライバ及び積卸装置の能力及びデータから構造の物理的パラメータを推定するためのアルゴリズムを含んでいる。これらのアルゴリズムは、以下のアルゴリズムの少なくとも１つを含んでいる。即ち、１）ドライバから構造及び構造からドライバへの振動伝達のための有用な対称が存在することを証明する、特に往復の理論等の直線ネットワーク理論から引き出されたネットワークアルゴリズム。このアルゴリズムは、内圧における時間変化が、１つの周波数において少なくとも２つの区別可能な振動応答パターンを発生する場合に適用できる。

２）　構造及びその周囲環境の、及びしばしば、ドライバ／センサアセンブリと構造とのカップリングの数学的シミュレーショーンモデルヲ含ムシミュレーションアルゴリズム。このモデルのパラメータは、シミュレートされた応答及び測定された応答との適合を最適化するために調節される。シミュレーションアルゴリズムに用いられたデータの範囲は、少なくとも一部分はドライバ励起の異なった周波数から引き出される。

３）　分析間数適合アルゴリズム。これは、構造の細部を無視する要約されたシミュレーション法であシ、周波数変化データを用いて、円筒型血管における単位長さ当シの質量及び圧力ある。

ネットワークアルゴリズムが適用できる場合、シミュレーションは単純化される。ネットワーク分析は、器官、ドライバ及び干渉組織の詳細な構造とは実質的に無関係のドライバと構造間の振動エネルギの伝達のための正確なモデルを与える。このネットワーク分析は、その局部的周囲における構造の機椋的福勤インピーダンスを明らかにする。幾つかの周ｉ数におけるインピーダンス決定は次に、ドライバと構造間の複雑なカップリングを模擬する必要なくシミュレーション分析に組み込まれる。

ネットワークの結果は、しばしば分析関数適合アルゴリズムに適用され、更に困難な一般化されたシミュレーションアルゴリズムを避ける。

血管壁硬化が内圧を模擬する場合、２つの異なった振動モードの分析は、硬化と液圧の独立した効果を分析するのに役立つ。

このシステムの４つの態様が、その局部的周囲における器官又は血管の機械的インピーダンスを決定する測定値の合成を示しておシ、これにより圧力及び／又は組織特徴の決定を可能にする。よシ少ない測定値をとる星純化されたシステムはしばしば有用なデータを生ずるが、追加された測定能力はしばしばよシ良いデータを生み出す。

全身動脈血圧を測定するための本発明の１つの面において、細長い振動ドライバが長軸が動脈に対して平行になるように皮膚に接触するようにおかれる。ドライバ表面の振動速度が測定され、同じようにドライバの中心セグメントにかかる振動力も測定される。脈動超音波システムが、同一面における３つの交差する動脈軸に沿って試験中の動脈セグメントの近位及び遠位の壁の時間変化深度を測定する。回路は超音波深度変化をオーディオドライバ振動信号と関連付けこれによシこの３つの変化する直径及び中心深度に関連する振動速度の振幅及び位相を決定する。これらの多軸振動相関は、振動モード形状の諸成分に分解される。時間にわたる血圧変化は、これらのモードの応答位相及び振幅を変化する。これらの振動応答変化は、表面振動力及び速度測定値に影響する。この血圧誘起変化データによってコンピュータはネットワークアルゴリズムを通して１つ又はそれ以上のモード形状に対する動脈インピーダンスを推論することができる。このネットワークアルゴリズムは、異なった周波数において繰シ返し適用され、これによシ１つの圧力における動脈モードインピーダンスの周波数依存性をめる。このインピーダンス対周波数データは、シミュレーションアルゴリズムに入ｂ、シミュレーションアルゴリズムは絶対圧力を推論する。通常、シはニレ−ジョン結果を用いてネットワーク解を補正し、これによシネットワークアルゴリズム及びシミュレーションアルゴリズムの反復する同時解に導くことが必要である。

個別の患者に対しては、このシステム！・ま、全て動脈半径の関数で表わされた圧力と振動パラメータの表を確立している。圧力波形点の迅速な計算のために、このシステムは、このテーブルから現在測定されている半径に対する基準圧力及び振動・ξラメータを外そうとする。表にされた振動パラメータと現在の振動パラメータとの差は、ネットワークアルゴリズムを通して、表にされた圧力と実際の現在の圧力との差を明らかにする。このようにして、圧力のグラフが時間の関数としてプロットされる。

動脈を狭い範囲で励起できる場合、超音波データから二突出及び三突出動脈振動モード振幅及び位相を分解することが可能である。このデュアルモードデータは分析されて２つの圧力値、即ち１つは二突出モード他方は三突出モードに対する圧力値を生じる。三突出圧力は、二突出圧力よシも低硬化人為構造に対して敏感でちる。従って、この２つの計算された圧力の差は、頁の液圧及びＳ渭ＩＪ性パラメータを識別するのに用いられる。

別の面によると、本発明は、主に、全振動器官のインピーダンスをめるように構成されている。（直前に述べた動脈−圧力面によると、円筒状血管のあるセグメントのみが励起された。

分析は、ドライバ中心及び実質的に二次元の断面応答における力に基づいていた。）この面によると、ドライバは振動を誘起し、一方その速度及びかけられた全体の力はドライバの電気応答から推論される。そのビームが２つの次元に向けられる超音波システムは、ちる器官の近位及び遠位の壁の振動速度を測定する。液充填器官、例えば膀胱に対しては、このシステムは内圧をめる。このシステムはまた、例えば浮１から器官組織における圧力勾配を識別する。圧力が時間にわたって有意に変化する場合、列えば尿蓄積又は膀胱の筋肉壁の変化する張力から変化する場合、このシステムは、ネットワークアルゴリズムを用いて、特に正確な器官振動インピーダンスを計算し、対応して正確な内圧に導く。

圧力変化データが無い場合、このシステムは、詳細なシミュレーションを通して器官振動インピーダンスを推論する。シミュレートされた構造のパラメータは、数学的特性が実質的に幾つかの周波数における実際の測定データと一致する迄調節される。調節されたシミュレーションパラメータは、下層の器官の対応する特性を示す。内圧が存在する場合、それはシミュレーション結果から推論できる。

中空でない器官の場合、幾つかのシミュレーションパラメータはその器官の平均集中組織パラメータ、即ち濃度、剪断弾性率、粘度、及びしばしば弾性率及び粘度の周波数変化にも対応する。臨床的興味の変化がこれらの組織パラメータに影響する場合、この面は、例えば肝硬変又は膀胱腎臓病の例における診断手段としての適用を有する。

眼圧測定に有用な本発明の更に別の面は、視覚的印象及びユーザフィードバックが超音波を眼における振動運動の検知手段として置き換えること以外、本発明の直前に述べた面と同様である。１つの好ましい対用において、振動は下まぶたを通してドライバから誘起され、これによシ眼の表面への不快な直接的な接触を避ける。まぶたの表面の力及び速度は、広い周波数範囲にわたってドライバの電気的応答から推論される。眼球の共鳴が、まぶたの表面の応答及びユーザのフィードバックの組合せによって測定される。ユーザは、時間変化表示、例えば、背景が黒の水平−が、交互に赤と青緑を、振動器によってかけられた力のシヌソイドに１８０°位相のずれた諸点にストロボする表示を観測する。コンピュータによって決定された位相セツティングの場合、ユーザはストロボ線が１つの白線に収束して、ストロボと眼球振動との同期化を示すようになる迄周波数を調節する。

これらの線が各々の心臓の鼓動との収束にあったり外れたシ知覚可能に脈動する場合、ユーザは周波数を収束が最大変動において殆んど達成される所の２つの外部限界に調節するように指示される。これらのセツティングは、システムに特定の振動位相が達成される周波数を教え、その周波数が眼圧脈動に対してどの程度変化するかを教える。このシステムはまた、これらの線が収束された時にその知覚イメージが最大に分割されるドツトをストローブする。ユーザは、ドライバのｆ５１Ｍを調節してラインフラッシュのゼロ変位時間においてストロボされた一対の基準ドツトにこの知覚ピットス４−スを合わせる。この振幅調節は、システムに、基準応答を達成するのに必要な励起レベルを教える。基準ドツト対の最終スイース調節は、ストロボされたラインの収束からの最大脈動分離の瞬間におけるこれらのドツトの収束を与え、これによりシステムに、眼圧における脈動による振幅応答の変化を教える。

これらのデータの分析は、直前に述べた面に類似の方進に従い、視覚データの内容は、超音波データの内容と比較可能である。このシステムは、圧力と平均眼球半径との積を推論する。更に正確さ全求めるために且つ独立した圧力決定が望まれる場合、ユーザは、例えば、鏡の中を見て、強膜（目の白す部分）の２つの元の反射を観察し、２つのカーソルをこれらの反射に一致させることによシ、眼球の半径を測定する。ここで銘記されることは、半径−圧力積は、多分、圧力だけの場合よシも緑内障の危険をよシ良く示すものである。

本発明の別の面は、肺動脈における圧力を測定するのに適する。好ましい態様において、患者は、ケーブルによって保持された円筒状プローブを食道の半ば迄呑み込み右肺動脈の後ろ迄呑み込む。

このプローブの両端は、音響サスペンションスピーカードライバのように、プローブの内側のガス容積に対して運動するトランスジューサによって駆動されて、軸方同に振動する。ドライバ影脹／収縮及び出力圧力振動が、ドライバ電気応答の変化から推論される。加速度センサが、プローブの中心及び両端における側面振動を検出する。この側面運動は、プローブのすぐ後ろの背柱を含む。プローブ環境の非対称性によって生じる。

ドライバ応答運動、圧力及び側面運動デー夛は、励起フィールド幾何をシミュレートするために合成される。動脈横断レベルのすぐ上及びすぐ下の超音波トランスジューサは、３つの角度に位置している直径を測定する。この直径データの時間変化は、プローブの次の動脈振動モードの振幅及び位相を決定するために分析される。動脈に対面している圧力センサは、動脈によっておこされる低周波数圧力脈動と共に局部振動圧力フイールドを抽出する。この圧力検知によって、動脈の強く影響された長さにわたってモード励起強度を外そうするのに用いられる、励起振動フィールドモデルの改善が可能になる。この長さにわたる岳動−エネルギ積分は、全エネルギモデルを導き、これによシ圧力に対するネットワークアルゴリズム解及びこｔに続く分析関数適合アルゴリズム屏が可能になる。心拡圧力カーブの減衰を読み取ることによって、このシステムは肺の毛細血管圧を推論する。

本発明の別の面によると、人体の選択された要素に振動を誘起し、且つこの要素の機械的特徴を非侵入的に決定するために応答特注を検出する方法は、以下の段階を含む。即ち、ドライバ手段を用いて不休の選択された要素にンＯＫ！（ｚ以下の周波数を含む多重周波数振動を誘起する段階、ドライバ手段によって人体にかげられた撮動のパラメータを決定する段階、時間にわたる、ドライバ手段に応答を含む人体の要素の寸法の変化を検知する段階、これらの変化を２０　ｙＴ（Ｚ以下のドライバ手段のオはレーションの周波数成分と関連付けて、これらの変化の対応する周波数成分を決定する段階、これらの周波数成分を振動モード形状の諸成分に分解する段階、及びドライバ手段によってかげられた振動のパラメータ及び振動モート°形状の諸成分を、要素の機械的特徴を決定するように読みとる段階でちる。

好ましい効用においては、ドライバ手段によってかけられた振動の〕ξラメータの決定は、力の決定あるいは速度の決定を含み、決定された機械的特徴は圧力であシ、この方法；ｄ更に、要素にお、ける圧力変化による振動モード形状の諸成分の変化を検出する段階を含み、この変化は、要素の機械的特徴の決定に含まれ、多重周波数振動は、時、間にわたってドライバ手段のオペレーション周波数全変化させることによシ発生され、この多重周波数振動は、多１周波数において同時にドライバ手段のオはレーションによって発生され、人体要素は、壁全含み、そしてこの方法は更に以下の段階、即ち少なくとも２つのモードに対する振動モード形状の諸成分を分解する段階、及び要素壁剛性の指示を与えるように、少なくとも２つのモードに対する振動モート：形状の諸成分に基づいてそれぞれ決定された要素の決定機械特徴を比較する段階を含み、この方法は、超音波エコー信定された機械的特徴は、全身動脈血圧でらシ且つ人体要素は、動脈系のセグメントであり、決定された機械的特徴は、人体要素の機械的インピーダンスであシ、且つ人体要素は全体器官であシ、決定された窒械的特徴は、眼圧であシ、且つ人体要素は、眼球であシ、寸法の変化を検知する段階は、眼球の寸法の変化を検知する段階を含むことが好ましく、この方法は、時間変化表示の視覚印象に応答してユーザーフィードバックを含めることを含み、この視覚印象は、ドライバ手段によって誘起された眼球の応答を表わし、決定された機械的特徴は、肺血圧であシ、人体要素は、肺動脈系のセグメントであり、要素の寸法の変化を検知する段階に加えて、この方法は更に、要素の寸法を検知する段４に含み、検知された寸法は、要素の機械的特；欺の決定に含まれ、要素の寸法は、超音波エコー信号を読み取ることによって検知されることが好ましく、且つ要素の寸法は、光学的に検知されるのが好ましく、且つこの方法は更に、補正を行うことができるような方法でもって既知圧力を要素に適用する段階を含み、この方法は更に、この既知圧力を圧力カフによって適用する段階を含むことが好ましい。

不発明の他の特徴及び利点は、これらの好ましい効用の以下の記述から及び請求の範囲から理解されよう。

好ましい効用第１図は、全身動脈圧を測定するための本発明の好ましい効用に係るシステムの斜視線図である。

第２図は、第１図の振動ドライバ及びセンサの拡大斜視図である。

第３図は、第２図の振動ドライバ及びセンサアセンブリの線３−３に沿って取られた断面図であシ、尚第３ａ図は、第３図の超音波トランスジューサアセンブリの１つのアセンブリの拡大側断面図である。

第４図は、振動ドライバアセンブリの断面図である。

第５図は、動脈振動モーｒの線図である。

第６図は、低周波数データ獲得及び制御のブロックフローダイアグラムである。

第７図は、超音波データ獲得及び制御のブロックフローダイアグラムである。

第８図は、超音波深度信号のブロックフローダイアグラムである。

第９図は、第８図の深度追跡サブアセンブリの簡単な回路図である。。

第１０図は、第９図の電子波形トレースを表わす図である。

第１１ａ図は、上から見た本発明に係る全期間測定面における振動ドライバ及びセンサを表わす図であシ、第１１１）図は、側断面図である。

第１２ａ図は、上から見た第１１図の超音波トランスジューサ照準システムの拡大図であシ、第１２ｂ図は、第１２ａ図の磁界を表わし、且つ第１．２ｃ図は、側断面図である。

第１３図は、第１１図のドライバのための振動ドライバ速度測定のブロックフローダイアグラムである。

第１４図は、本発明に係る眼内圧測定を表わす図。そして、第１５図は、本発明に係る肺動脈圧測定面における振動ドライバ及びセンサの切欠線図である。

本発明のハードウェア及びオはレーション基本ハードウェア全身動脈圧を測定する面における本発明に係る基本的サブアセンブリが第１図に示されている。振動ドライバ及びセンサアセンブリ１は、を者の皮膚、例えば、破線で示された左の共通の頚動脈４０の上に固定されるように構成されている。

ケーブルには、アセンブリ１をコンピュータコントローラ３に接続シ、このコンピュータコントローラ３は、超音波深度信号を観測するためのオシロスコープ表示４を含んでいる。ケーブル５は、キーボード７を含んでいるビデオ表示端末装置６にコンピュータコントローラ３を結合している。ケーブル８は、コンピュータコントローラ３を、圧力調整空気ポンプ９に結合し、この圧力調整空気ポンプ９は、チューブ１０によって膨張可能圧力カフ１１に結合されている。このカフは、その内側表面にインセラ）１２′ｔ−含んでおシ、これによシ首の回りにおいてアセンブリ１に適合できるようになっている。このカフは、光学的補正のためのものであシ、　ｆｆ的には心拡王よりかなシ低い、既知の時間変化圧力摂動を適用することによってシステムの精度を証明又は改善するものである。カフ圧変化と振動決定圧変化を関連付ける相関勾配は、尺度精度を示す。オシロスコープトレース１３及び１４は、動脈４０を横４する２つの角度からとられた超音波エコーを示す。強調されたセグメント１５及び１６は、１つの超音波角度に対して、近位及び遠位の壁動脈振動に対応して追跡されているエコー領域を示している。セグメント１７及び１８は、他の超音波角度に対しての対応する追跡深度を示している。端末装考６の表示上において、１９によって示されている小数点、例えば、示されているような・９８７は、エコーセグメン）　１５．１６．１７及び１８に対する信号トレース勾配の二乗の平均を示すものである。この信号強度指示は、以前に遭遇した最強の信号に対する範囲に参照され、従って、アセンブリ１の現在のアラインメントと「最上」の以前の超音波アラインメントと比較するのに用いることができる。２０によって示されている数、例えば、示されているような値７７は、血圧脈動から引き出され且つ例えば１０個の最近のパルスにわたって平均化された分車たシの心臓鼓動率である。２１及び２２によって示され且つスラッシュマークによって分離されている数例えば示されているような１３５／８８は、例えば、１０個の最近の心臓周期にわたって平均化されたｍｍＨ＆で表わされた心細及び心拡血圧を示す。必要に応じて、このシステムは、これも血圧データから引き出される、現時点で終わる所定の期間にわたる不整脈計数を表示することができる。最後に、トレースが右に延びた時に右から左に移動するトレース２３は、このシステムによって決定された血圧波形を表示する。

アセンブリ１は、第２図によシ詳細に示されている。バイブレータプレート５０は、このアセンブリの全長にわたって延伸しておシ且つ中心の立ち上がシブリッチセクション５１′ｆｉ−含ンでいる。プレート５０は、この立ち上がり中心セクションの上を除いて皮膚表面に接触するように構成されている。プレートセグメント５２は、左及び右両端における小さなデカップリングギャップを除いて、セグメント５１の下のギャップを充たしておシ、これによ、？、ＥＬＪに接触し且つプレート５０の接触領域に連続性を与えている。セグメント５２は、ロードセル５３からのアキシャルポスト５４（ｃよってプレート５００ズリツチセクシヨン５１に対してほぼ固定的に保持されている。電荷増幅器を有する硬質圧電セラミック変形グー′）ｔ′用いて、ロードセル５３は、可聴周波数において無視できるコンプライアンスでもって且つそれに伴なう力でもってポスト５４に沿った軸方向力を測定する。ロードセル５５は、セル５３に類似しておシ且つ電子アセンブリ５６によってポスト５７にかげられた軸方向力を測定する。アセンブリ５６は、部品５５．５６及び５７の組合せがポスト５４及び５７に共通な垂直軸に沿った加速度のだめのトランスジューサとして作用するように対抗質量としての働きをなす。

ケーブル２を通って接続箱６７に至る正及び負の直流電圧は、ロードセル５３及び５５における変形ゲージ電化増振器ｔ、、Ｎ動する。セル５３及び５５の電荷増喝器からの出力信号は、接続箱６７を経由してケーブル２の中の２つの配線に結合されている。これらの信号は、更に処理されデジタル変換されるためにコンピュータ／コントローラ３に受けられる。力の測定の一部分は、プレートセグメント５２及びポスト５４の慣性質量から行なわれ、一方、残シの力信号は、セグメント５２の左から右に至る長さにわたる患者の振動組織の反応から生じる。コンピュータ／コントローラ３における加速度信号は、振動ドライバ励起の周波数帯域にわたって積分され、この周波数帯域にわたつて速度に近似する信号が生じる。約２０　Ｈｚ以下のカットオフ周波数による高域フィルタの結果、ゼロ平均速度信号が生じる。

この振動ドライバは、それぞれの内部ドライバ及び作用質量アセンブリ５９及び６１′ｔ−含んでいる開端円筒状ハウジング５８及び６０からなっておシ、これらのハウジングは、プレー）５００両端部に固定されている。ケーブル２における配線は、平行に配線されているアセンブリ５９及び６１に対して交流励起を与える。この励起信号は、コンピュータコントローラ３におけるデジタル関数発生器から生じる。この発生器は、通常は６個の高詞正弦成分を有する周期波形を生成する。この波形は、デジタル的に記憶され、デジタルアナログ変換器に周期的に且つ反復的に再生され、このデジタルアナログ変換器のアナログ出力は、低域フィルタを有する・ξワー増幅器に送られる。この励起に応答して、アセンブリ５９及び６１は、共に上下に振動し、これによシハウジング５８及び６０ｔ−経由してプレート５０に作用力をかげる。プレート５０及び器具を具備されたセグメント５２は、実質的に１つの固定体として共に振動し、これにより接触している皮膚領域を通して力を伝・重シ、第３図の断面図に示されているようｌで、下層の動脈４０の形秋に振動を誘起する。

整合された超音波トランスジューサアセンブリ６２及び６５は、セグメント５２０両側：′ｉ：位置しておシ、ビームが通常は動脈の深度で交差するようにこのセグメン）１通して下方に照準を当てている。アセンブリ６５は、第２図においては隠れているが、第３図には示されている。ケーブル２は、接続箱６７を経由して、超音波電気信号をアセンブリ１に且つアセンブリ１からの結合を与える。

アセンブリ５６は、加速度計の対抗質量として作用する他に、ケーブル２から駆動信号を受け、この信号を昇圧して選択されたトラジスジューサを駆動し、交互の伝達サイクルにおいて交互のトランスジューサを選択するように切シ換え、これらのトランスジューサの１つによッテパルス伝達の後にモードを受げるように両方のトランスジューサを切シ換え、両方のトランスジューサからの帰還エコー信号を前増幅し、且つこれらの信号をケーブル２に駆動するための超音波電子回路を含んでいる。変形グー：）電化増幅器に用いられる直流電源電圧はまた、セグメント５２における超音波電子回路に電力を与えるのに用いられる。ケーブル２は、直流電源電圧、超音波出力信号は、２つの超音波受信信号、超音波制御旧号、低周波振動駆動信号、及び検出された低周波力及び加速度を表わす変形ゲージ信号を運ぶ。最後に、ケーブル２は、信号干渉を防ぐのに必要であるため、配線群の間の接地及びシールドを与える。

振動プレート５０．喧、その長軸が動脈４ｏに平行となるよう°に配向される。

超音波アセンブリ６２及び６５は、第２図及び第３図の上部の斜視断面口に示されているように、２つの角度　。

でもって動脈直径を検出する。この４面は、トランスジューサ６２及び６５の軸によって定められた超音波面と平行で１、この宋音波面は、ロードセル５３及び５５に共通な垂直軸を含んでいる。第３図の断面は、ロードセル５３及び５５のちょうど石側で且つ第２図の俤３−３及び破線３０に沿ってとられておシ、従って、この面は、セグメント５２及びプレート５０のブリッジセクション５１を切っている。第３図に２いて、動脈４０における楕円モード振動は、実線及び破線の楕円の輪郭によって示されている。第３ａ図は、超音波トランスジューサアセンブリ６５の新面を示している。後に論じられるトランスジューサ６２及び６５の内部群マー１は、２つのアセンブリが整合されているために同一となっている。

基本オ投し−ションシステムオにレーションの前の記述は以下のようをて続く。典型的な適用において、患者の首には、超音波伝達ゲルが塗られ、アセンブリ１が共通の頚動脈の上に適用される。オシロスコープ表示４は、最初に、オペレータに、アセンブリ６２及び６５の交互する伝達受信サイクルに対応する互いに重ねられて表示されている２つの超音波エコートレースを示す。スクリーン４を横切る水平変位は、エコー遅延時間あるいは等価的な深度を表わしておシ、垂直偏向は、反射された音響圧力を表わしている。この超音波信号は、振動分解能を最高にするために位相及び振幅補正をかげられている。

このトランスジューサアセンブリは、２つのエコートレースの深度ｒ整合させることによシ動脈の上に手でもって中心付けられる。オペレータは、動脈軸が、２つの超音波ビーム軸によって定められた超音波面に垂直となるようにできるだけ近くに存在するように回転アラインメン）ｔ−”Ａ節する。（動脈軸が皮膚表面に平行に存在していない場合、これはそれ以上は減らすことのできない角度エラーを生じる。）このアラインメントは、整合された深度を維持すると共に二対の壁エコートレースの振１１１最大にすることにより達成される。

オペレータが正しいトランスジューサ位置及びアラインメントニ近づくト、コンピュータ／コントローラにおけるパターン認識プログラム（は、２つの表示された超音波信号に対して近位及び遠位動脈壁のエコー合成を識別する。機械によって認識可能な動脈エコー識別パターンは以下の通シである。即ち１）オ（レータ調節によって保証される２対の壁エコーの適当な深度整合、２）典型的な人体構造に基づく各近位遠位壁エコ一対に対する平均深度及びスペーシングの予想される範囲、及び３）脈動動脈直径から生じる脈動エコースペーシングである。壁エコー合成が機械で識別されると、振動ドライバは、活性化され、コンピュータは抽出された深度を微調整する。詳細に説明する。

と、コントローラは、壁エコー合成における迅速に反復されるエコー信号ゼロ交差の深度（即ち、超音波信号遅延）を追跡することのできるフェーズロックループ回路を含んでいる。コンピュータはこのフエーズロンク回路オ（レーションに干渉して、追跡されるべきゼロ交差を選択する。勾配と深度応答振幅の積が最大化されるように、比較的急激な勾配を有し且つその振動運動が大きいゼロ交差がめられる。よシ詳細には、最大化されるべき深度振幅は、反対の動脈壁に対する振幅であり、従って最終的にはこのゼロ交差選択は、大きい相対的運動を有する１対のゼロ交差のためでちる。この選択されたゼロ交差の近辺ハ、１５．１６．１７及び１８に示すように、オシロスコープビーム強度変調によって目立たせられている。

平均壁エコー信号強度のデジタル読みは端末製電６のスクリーンに現われ、これによシオペレータがアラインメントを微調整できるように助げる。応答振幅が前の全ての値に整合又はこれを毬える時は必ずこの（１９において）表示された小数は１．０００になる。振幅が落ちると、読みは応答強度を達成された最大の値の小数として示す。斯くしてオペレータは、それを交差することによって最上のアラインメントを知シ、次に最大信号強度の位置に戻る。

最終的には、システムは動脈を横切る３つの角度を表わす３対の壁深度信号に固定される。即ち、１つはアセンブリ６２に対してでアシ、１つはアセンブリ６５であシ、最後の対はアセンズリ６２がこのパルスを送シ且つアセンブリ６５はこのエコー１受ける（又はとの逆）横信号のためである。三角関数コンピュータオイレーションは、この横エコーに対する尺度補正因子を与え、従って、これら３つの深度対の深度感度は、計算的に整合される。

拡大されたモニタが意図される場合、アセンブリ１は皮膚に更に永久的に固定される。その位置は皮膚の上にインクドツトでマークされ、アセンブリは取シ除かれ、超音波ゲルはふき取られる。特別にカットされ且つマークされた両面外科用接着テープがこれらのマークに合わせて皮膚の上に付けられる。アセンブリ１が元の位置及びアラインメントに合わせてテープの上部の接着百に適用される。このテープは効率的な超音波及びオーディオ振動インターフェースを行う。

拡大されたモニタが意図されない場合、トランスジューサアセンブリは、所定の位置に手でもって保持され得る。

一旦所定の位置に看かれ作動状態にｌかれると、アセンブリ１は皮膚を通して下層の動脈に振動を誘起する。表面撮動速度は、上記のように、ロードセル５５の加速度信号から、ドライバ周波数帯域にわたって、引き出され、一方、セグメント５２の既知長さにわたって抽出された対応力は、ロードセル５３の出力から引き出される。ギャップ充填セグメント５２を含むプレー）５０は、中間が一定の幅であシ、両端が広がっておシ、これによシ振動「端部効果」ｒ最小にし、従って、動脈振動にわたって下方に延びているセグメント５２の下の振動フィールドは最小軸変化を示す。斯くして、セグメント５２の下の全ての振動運動は、超音波面（トランスジューサ６２及び６５の軸によって定められる）にほぼ平行に存在する。この超音波面は、動脈軸に対してほぼ垂直に存在すべきである。従って、ドライバセグメント５２のすぐ下の動脈セグメント且つその長さがセグメント５２の長さと等しい動脈セグメントに対しては、この動脈セグメントに且つ動脈セグメントから結合された振動エネルギは、ドライバセグメント５２に対して且つドライバセグメント５２から結合されたエネルギに近似的に対応すべきである。

この対称性によシ、検知されたパラメータの正しい尺度が可能になり、これによシ血圧を推論できる。ドライバセグメント５２に対して測定された力及び速度は、このセグメン）ｆ流れる瞬間、瞬間のエネルギを表わしている。動脈４０のこの３つの角度で位置している直径による超音波測定値は、動脈に誘起された有意の振動モード応答を表わすのに十分である。血圧変化は、動脈の振動特性を変化させる。その結果生じる信号測定値の変化は、ドライバセグメント５２と対応する動脈セグメントとの力とエネルギ伝達の消費成分及び反作用成分を特徴付けるカップリング係数を表わす。更に分析すると、動脈及び近くの結合された組織の機械的インピーダンスを表わす。この動脈機械インピーダンスの周波数分析は動脈壁剛性によっておこされた血圧を表わす。見かけの圧力に対する２つの独立した振動モードの分析は、独立した壁側性圧力人為結果及び真の液圧を表わす。

超音波トランスジューサの詳細８３ａ図について説明すると、ハウジング６６は、例えば、８４１１５ユタ州ツルトレークシテイ、ウェスト３００．サウス２６４５所在のエビコーポレーションウェスタンディビジョン製造の、平坦な表面に金属化され且つ軸方向に電極を付けられた、チタンジルコン酸鉛でもって作られた圧電セラミックトランスジューサディスク６８の後ろの空気スペース６８を含んでいる。

（同一の材質は、低周波数変形ゲージアセンブリ５３及び５５への使用に適当である。）このディスクの前面と後面上の金属化部分は、一般的に、アセンブリ５６におけるトロイド状変圧器の一方の変圧器のインピーダンスが高い方の巻線に結合されている。ディスク６８の前面に結合されているのは、２つの音響インターフェース層６９及び７０でアシ、これらの層は、ディスクの高インピーダンスから低インピーダンス人体組織への音響インピーダンスの段階的な変化を与えるものである。各層の厚さは、トランスジューサの設計中心周波数における約％波長である。層６９は、石英からなることができ、層７０は、アクリル系プラスティックからなる。この超音波トランスジューサ音響インターフェース層及び電気整合回路は、例えば、「広帯域液ロード超音波トランスジューサの設計Ｊ　（ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓ。

ｏｎ　５ｏｎｉ’ｃｓ　ａｎｄ　Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ、　ＶｏｌＳＵ−２６，１６６。

１９７９年１１月にあるように、医学超音波分野におけるエンジニアに判るような様式で構成されている。

インターフェース層７０の前面には、非点収差発散音響レンズが接している。このレンズは、材質層７１及び７２からなり、これらの材質層間のインターフェースは、上記の「超音波面」、即ち、試論されている断面図の面において比較的強くカーブしておシ、且つ他の方向に弱くカーブしている。両方の層は、近似的に、（水のインピーダンスに近い）人体組織の音響インピーダンスを有しておυ、且つ、例えば、高音響インピーダンスの微粉末をロードされた室温加硫（ＲＴＶ）ジルコンゴム等の水よシも低い音響インピーダンスのポリマから作られている。粉末の濃度は、とのポリマの低インピーダンスを所望の組織インピーダンス値にまであげるように選択される。層７１には、例えば炭化タングステン等の高密度粉末がロードされておシ、層７２には、例えば黒鉛等の低苫度粉末がロードされている。軽い粉末は、主に弾性率を上昇することによシポリマの音響インピーダンスを上昇せしめ、重い粉末のよシ小さな容積ノードは、主に濃度をあげることによシ同一のインピーダンスを達成する。

弾性率対密度の異なった比率の結果、音の速度は比較的低弾性率の高密度層７１におきるよシも比較的高弾性率の低密度層７２におきる方が高い。これらの層の間の干渉の曲率、即ち層７２から層７１に向かって凸になっている曲率は、所望の発散音響レンズを形成する。この弾性率／密度比率が異なって、これによシ異なった音速を与えるが、これらの１の弾性率対度積は、整合され、その結果、整合された音響インピーダンスと最小インターフェース反射が得られる。この整合されたインピーダンスは、層７２の患者へのより低い勾配インターフェースにおける反射を最小にするために、人体組織のインピーダンスと近くなっている。

層７１及び７２への未硬化シリコンの粉末ロードは、真空中で粉末及び未硬化シリコンを混合し且つ成形することによシ泡を導入することなく達成される。簡単な遠心分離によシ混合物を金型の中に落ち着かせ、大きなボイドをつぶし、しかし、微粒子を落ち着かせる迄長くは行なわない。大気圧の回復の際、残りの真空充填ボイドがつぶされ、泡のない混合物が残る。ハウジング６６は、金型の一部であり、内容物の空気硬化を行うために多孔質である。層７１及び７２が形成され硬化した後、ハウジング６６の表面は、ポリマ樹、脂の含浸によって封止される。

これらトランスジューサにおける発散レンズによって、超音波システムは、種々の患者の動脈の異なった深度を許容する。

この非点収差設計及び超音波面の外側の低い発散によシ、このシステムは、超音波面が動脈軸に対して垂直に横切ることができないミスアラインメントに対して比較的敏感である。

この超音波システムは、ポイント毎のイメージングを意図していない。そのかわシ、このシステムは、音響インピーダンスにおける不連続性の表面金これらが超音波アセンブリからの拡大している波面に対して近似的に接して存在する領域において「観察コする。斯くして、この超音波システムは、有意の壁表面積にわたって平均化された近位及び遠位動脈壁深度を「観測」する。このスに一部の平均化は、動脈壁のむら及び不規則性に対する感度を最小化する。この設計はまた、ビームが比較的高い強度において長い期間にわたシ組織の小さい領域ｔ−露出し得る超音波「ホットスポット」全避ける。見かけの超音波測定直径は、動脈壁曲率によって僅かに歪められているが、これは有効なエコー平均化が、曲率の有限角度にわたって延びているためである。コンピュータアルゴリズムは、必要に応じてこの歪みを補正する。

振動ドライバの詳細第４図は、・・ウジフグ６０及びドライバ／質量アセンブリ６１の内部構造を示す。ハウジング５８及びドライバ／質量アセンブリ５９は同じである。第２図においては見える、第４図の円形面６１は、この図では断面図において見られる到立コツプ秋磁気極片の頂部面として示されている。このコツプは、アニールされた変圧器級の硅素鋼からなっている。コツプ６１の内側には、永久磁石８２が入っておシ、この磁石８２は、例えば、４２７０１ケンタツキー州エリザにスタウン、ルート２所在のコルトインダストリー社のるつぼ磁石ディビジョンの材料クルコア１８からなる稀土類コバルト磁石でｈ’）得る。磁石８２の分極は軸方向である。巻線８３における電流は、極性に応じて、永久磁界を強めるかあるいは対向する。同様の電気町変磁界ソ−スは、硅素鋼コジプ８４、永久磁石８５及び巻線８６によって形成される。これら２つの磁気ソースは、非強磁性材料からなる硬質ポスト８７によって離間されている。この２つの磁界ソースの間のギャップには硅素鋼ワッシャ８８が着座している。

磁石８２及び８５の北南分極、平行で且つ整合されておシ、従って、磁束は主にド−ナツ型径路に従う。主要な磁束径路は、磁石８２から下方に、空気ギャップを通って、ワンシャ８８の内部領域に、且つ第２空気ギヤツプから磁石８５に、下方にコツプ８４の中に、そしてコンブ８４の「縁」から上に、次にワッシャ８８の外部領域に空気ギャップを横断し、上方に空気ギャップを通ってコツプ６１の「縁」に至シ、最終的に全体の回路を通って磁石８２の上部に至るようにトレースされる。

ワッシャ８８が中心にあシ且っ電流がこれらの巻線に流れ々い時、ワッシャ８８の磁力は実質的に平衡である。コイル８３及び８６上部の空気ギャップを交差する磁界を強める電気信号がこれに応じて下部の空気ギャップを交差する磁界を弱めるように巻かれておシ且つ接続されている。これにょシ、引力の平衡を乱し、これによシワンシャ８８とドライバ／　質ｉｔ　７　セｙブリとの正味の軸方向力を形成する。

ドライバ／質量アセンブリに対するワッシャ８８の相対的な軸方向位置は、シリコンゴム０リング８９及び９ｏによって回復される。これらの０リングは巻線８３及び８６の中の溝に置かれておシ、これらの溝の外壁は、コツプ６１及び８４の内面である。これらの巻線は、寸法安定性のために樹脂含浸及び硬化されている。これらの０リングは、ワッシャ８８に９１及び９２においてダイアダラムの断面における図示の段である円形に配列された組の歯あるいはうねにおいてのみワッシャ８８と接触している。この回の接触面は、ワンシャに半径方向の中心力を与えるために、Ｏリングの丸い表面に追従するようにカーブしている。歯の面積は、磁界の不安定化影響を克服し且つ所望の周波数において慣性ロードとの共鳴を達成するのに十分な、ワッシャへの所望の回復力を与えるように選択される。衝撃を与えられると、このワッシャは、衝撃力を柔らげる、０リングの全体の円周と接触することができる。

この詳細な図面に示されているように、開端円筒状ハウジング６０は、分割されておシ、且つ分離可能な下部セクション９３及び上部セクション９３′ヲ含んでいる。これらのセクションは、キャッチャ−ワッシャ８８に共に結合されておシ、セクション９３の下端は、プレート５０に結合されている。ハウジングセクション９３及び９３′は、磁束の軸方向ギャップからの発散を防ぐために非強磁性となっている。９４の破線は、６ｏと６１の間のギャップの上部をブリッジし且っほこシ、特に鉄粒子をこの磁気ギャップから遠ざけるための任意のフレキシブルダイアスラムを示している。

このドライバ／質量アセンブリからの漏れ磁束は、安定な双極磁界でアシ、主に、四極交流信号磁界である。この磁界の交流成分は、ワッシャにおいて半径方向に移動し、おおよそ対称的に分割し、コツプ６１及び８４に対して上下に移動する。四極磁界は、距離と共に強度を急速に失うため、好ましくない交流磁気信号カンプリングが最小化される。ワンシャ８８は、磁気飽和を生じることなく、最小の硬化制限内で比較的薄く作ることができるが、これは、大きな永久分項磁界でなく信号磁界のみがワンシャディスクの平らな面を通って半径方向に通過するからである。小さな運動に対しては、応答力対入力ワンテージの高い比率が、非常に大きな巻線容積及びギャップにおける強い分極磁界によって決定されるため、電気機械動車は非常に高い。この構造の対称性によって、二次歪応答は最小化される。

アセンブリの質量の大部分はこの運動エレメントに集中され、この運動エレメントは、大部分が硅素鋼及び巻線からなる永久磁石を含んでいる。このトランスジューサは、高い機械インピーダンスを駆動するのに且つ質量を反対に運動する部分に集中することによシ１つの運動部分の質量を最小化するのに有用である。

全身動脈圧態様の作動原理基本的圧力決定段階時間変化絶対全身動脈血圧を決定するだめの手順段階の好ましい組は以下の通シである。

１）皮膚表面を振動して、下層の動脈を多重周波数で励起する。

２）与えられた表面長さに沿ったエネルギ関係が下層の動脈の対応する平行長さに沿ったエネルギ関係と相関するように、振動対称性が動脈軸の長さにわたって維持されることを設計及びオペレーションの調節によって保証する。

３）この与えられた表面長さに沿ってかげられた振動力を測定し、この力を、短い時間窓（例えば５０１秒）にわたって、振動励起の多重周波数において正弦位相及び振幅成分に分解する。

４）段階３において測定された力との櫃が動脈と平行な与えられた表面長さへの瞬間毎の力伝達に等しい振動速度を測定する。

力の場合と同じようにして、この速度は、短い時間窓にわたって、正弦位相及び振幅成分に分解する。

５）超音波壁エコー振動データを変化率、即ち、振動速度に分解する。上記の力と速度測定値の場合と同じようにして、超音波速度信号、短い時間窓にわたって、正弦位相及び振幅成分に分解する。各励起周波数における振動速度成分の各々の分解された組に対しては、このデータを振動モード形状の有意な提示成分の振動位相及びｍｒｒ−ｍに減する。

６）ネットワークアルゴリズム−各圧力感振動モード形状に対しては、与えられた周波数及び２つの明確な時間窓にわたって位相／振幅成分に分解されるように、測定された表面力を測定されたモード速度に関連付ける振動力／速度伝達因子を決定する。唯１つのモード形状が有意でｓｂ且つ圧力変化に対する動脈直径の変化が無視できる場合は、この伝達因子は、ある時間窓から別の時間窓に対して、表面力及びモード速度において、圧力誘起変化の率に等しい。２つ又はそれ以上の圧力感振動モードが有意であ＃）あるいは動脈直径が圧力に対して有意に変化する場合、各モードに対する力／速度伝達因子は、シばニレ−ジョンアルゴリズム（下）を有するネットワークアルゴリズムの同時群から決定されなければならない。振動エネルギ伝達の必要な対象性の故に、このように決定された各伝達因子は、未知の振動モード力の既知振動モード速度に対する率に等しい。

最後に、この有意なモード形状を４騒動する未知の振動力分布が決定される。

７）６からの結果を用いて、各有意の圧力窓モードに対する動脈振動インピーダンスを計算、即ち、与えられたモード形状分布に関連付けられる有効正味力を計算し、この力を測定されたモード形状速度応答で割って、インピーダンスをめる。この除法は、禎雑な算術を用いるが、これは力と速度の両方が振幅及び位相を有する正弦であるからである。与えられたモードに対して、時間に対するインピーダンス変化は、血圧変化の強い８）異なった周波数に対して上記の段階の反復を通して、血圧の唯１つの値（通常は上記のように唯１つのサンプル時間窓に対して）に対して最も低い次元の動脈振動モードインピーダンスを周波数の関数として確立する。

９ａ）　分析関数適合アルゴリズム一時間にわたる動脈壁特性の変化の故に、圧力が異なるが動脈直径が一致するような、２つの抽出時間窓から、２つの明確なデータセラトラ確立することが実行可能である。この場合、動脈振動インピーダンス対周波数の解は１段階で可能である。次に、動脈インピーダンスの既知の一般的特徴を周波数の関数として用いて、一定の圧力における上記のインピーダンス対周波数データへの合成分析関数適合を用いて、このインピーダンス関数の主要な低周波制限項を確立する。この制限項は、可能な付加的壁側性人為結果を用いて絶対血圧を確立する。

９ｂ）　シミュレーションアルゴリズム−異なった血圧におけるデータセット及び等しい動脈直径が得られない場合、あるｒは更に正確な結果が必要な場合、一般化された振動シミュレーションモデルが測定データに適合される。この場合、動脈インピーダンスに対する最初のネットワークアルゴリズムＭ（段階７）は近似的であシ、このインピーダンス解に基づくシミュレーション結果は、インピーダンス決定を補正するためにフィードバックされる。従って、このシミュレーションモデルのｉｆ適合・ξラメータは、反復的に決定され、これによシ各反復における動脈インピーダンス推定を補正する。

１０）（任意）同一の基準圧力及び異なった振動モードに対して段階９ａヲ反復し、これによシ泊対血圧に対する第２値を確立する。この値は、壁側性に正比例して段階９ａの値と異なる。これら２つの結果の差の比率は、段階９ａの基準圧力から減算され現時点でヒ壁剛性と無関係の、基線液圧を与える。段階９ｂの更に一般化されたシミュレーション法において、両方の観察された振動モードにおけるデータは、そのパラメータが血圧及び動脈壁特性を表わすシミュレーションモデルを制限するのにび関連の振動パラメータの表を半径の関数として確立する。センサ／患者結合に校正されたこの表に用いて、実時間圧力トラフティングは、現在の振動パラメータを用いて、テーブルルックアンプ及び現在の圧力へのネットワークアルゴリズムの補正によシ達成される。実時間圧力更新計算は、初期の絶対圧力決定よりもかなシ簡単である。

詳細なオイレーテイングアルゴリズムを引き出す際、我々は先ず、唯１つの圧力窓振動モードが測定可能に励起され、特に第３図に示される楕円モード振動が励起されているという共通の状態に集中する。楕円モードよシも高い次元のモードが分解できない場合、段階１０を完了することが不可能であシ、従って、壁側性人為結果を正確に決定することは困難である。次に実時間圧力を推定された付加的壁剛性エラーでもって計算することができる。進行した動脈硬化の患者を除いて、この壁側性エラーは小さい。

圧力及び周波数基線視覚に対する類似により、このシステムは、２つの別々の基線−血圧差と周波数差のどちらかに沿った「運動」を通して、下層の力学への「展望」を得るために、測定された量に「視差」を得る。この面圧差基線は、血圧が変化する時に時間にわたって確立される。一般的には、この基線に沿った２つの点のみが必要であり、１つは心線が起きた直後に抽出された高圧に対するものであシ、もう１つは心線が起きる直前に抽出された低圧力に対するものである。この周波数差基線は、一般的に、この２つの時間サンプルにおけるデータの周波数分析によって圧力基線点の各々に対して確立される。

圧力及び周波数を除いて全てが一定を保つ場合、圧力に対する解は比較的簡単である。しかしながら、動脈半径変化（又はよシ一般的な内容における器官半径変化）は一般的に、第３の有意な基線として入シ、事を複雑にする。常には達成可能でないデータ収集の目標は、動脈又は器官壁の筋肉トーヌスにおける変化を待つかあるいは誘起しようとすることである。測定された系におけるこの筋肉可変性は、圧力と半径との好ましくない相関関係全相殺できる。例えば、観察中の動脈における平滑筋がモニタ期間中に緊張する場合、与えられたモニタされている半径は、萌よりも高い圧力において生じこれによシ、異なった圧力及び整合された動脈寸法において一対の時間サンプルが与えられる。この筋肉変化は、ある例の場合、指の圧力を動脈に適用して血流変化を強制し、これによシ補償的な壁筋肉活性を誘起することによって助長することができる。この後に続く詳細外議論は、主に圧力差及び一定の幾何による時間サンプルのこの単純化の状況についてあつかつている。

異なった圧力における時間サンプル対が整合された半径において見い出すことができない場合、一般化されたシミュレーションアルゴリズムが完全な解のために必要である。斯かるシミュレーションに有用な方法は、この記述の結論において簡単に述べられている。よシ総合的な記述は必ず長たらしいものになってしまうため、数学者の選択された聴取にふされしい。この記述は、このシミュレーションが何をするかあるいはこれらシミュレーションがどのように本発明の機能に寄与しているかについて集中している。

インピーダンス位相の特性工学慣習は通常は、慣性速度インピーダンスを＋９０°の位相角度を有するものとして定めておシ、これは正確ではなく、近似的に、直線周波数依存に導いている。振動フィールド幾何への粘性剪断力の周波数依存影響の故に、振動モードの有効運動質量は周波数依存である。余分な質量は、低周波における剪断力によって吸収される。従って、慣性速度インピーダンスは、低周波における周波数の一乗と同じように早くは下落しない。

復原する速度インピーダンスは一９０°の位相角度を有しておシ且つ周波数の逆数としてほぼ正確に変化する。この逆相関関係は、血圧に対してはほぼ正確であシ且つ剛性圧力に対してはそれほど正確でなく、この剛性圧力は、粘弾性クリープの故に低周波数において僅かに下落する。剛性圧力は、通常は小さな補正項であるため、その両次周波数依存は、通常は無視できる。

その逆周波数依存性の故に、回復するインピーダンスは、低周波限界における全体のインピーダンスを占めている。低周波数限界における動脈インピーダンスに整合するためのモード形状回復力係数（単位長さ当シ）の決定は、血圧に可能な付加的壁側性項全達したものの決定を構成する。慣性及び回復インピーダンスは共に正味の９０°インピーダンスを決定するため、血圧の決定は、９０°インピーダンスデータからの慣性インピーダンス環の決定及び減算に等しく、これによシ圧力項を表わす。

減衰速度インピーダンスはゼロ位相インピーダンスである。

この位相の故に、このインピーダンスは慣性及び硬化インピーダンスと無関係に測定される。これは、減衰インピーダンスを慣性インピーダンスと剛性インピーダンスの分離と無関係にするものではない。むしろ、減衰インピーダンスの変化は慣性インピーダンスの変化と相関付けられておシ、これは、両方が、周波数の変化に対する振動モード幾何の共通の基本的な変化に関係しているからである。

減衰インピーダンスは、剪断境界層がよシ薄くなシ且つ剪断勾配がこれに応じてよシ急激になるにつれて周波数と共に僅かに増加する傾向がちシ、従って境界層の厚さが圧力を含む動脈壁厚さに接近するにつれて高い可聴周波数において平らになる。この分析の目的のために、復原定数、速度減衰及び質量（全て単位長さ当シ）に対するモード形状係数は、明確な高周波限度及び低周波限度に近づくように近似下され得る。これは、厳密には頁ではないが（例えば圧縮率効果は可聴周波数範囲より上のこのモデルを無効にする）が、この近似は、広い周波数範囲にわたって有用な分析モデルに導かれ且つ有効運動質量及び全弾性回復のパラメータ全（血圧に組織弾性率を足したものから）表わす。

減衰インピーダンスと慣性インピーダンスとの接続は、振動幾何の特定のモデルを超越し且つ合成分析関数の基本的特性によって説明することができる。（合成関数は、それが独特の合成派生体全有する場合は分析的であると定められる。）実世界インピーダンス関数のＯ減分は、分析関数の実部と関連付けられる。同様にして９０°成分も虚部と関連付けられる。周波数は分析関数の虚部と対応する。分析伝達関数の実部及び２部は、相互依存しておシ、同一の相互依存性は、実世界インピーダンスの０°成分及び９０°成分の間に観測される。その結果、実インピーダンスデータを外そうして９０°成分の制限挙動を発見しようとすると、インピーダンスの両方の位相成分を合成分析関数に適合することが有効である。斯かる関数適合は、動脈インピーダンスの９０°成分にのみ適合される実数値関数よシももつと多くの良いデータ全利用する。

慣性インピーダンス及び復原インピーダンス共鳴周波数において相殺し、これによシ純粋な減衰インピーダンスを残す。動脈振動モード測定値は、この共鳴周波数の広い近辺においてのみ通常は正確である。共鳴から非常に遠い所では、動脈振動モードの励起は、消滅するほど小さくなる。測定値が圧力明示復原インピーダンス環によって全体的に占められるほど共鳴よシ下で動脈インピーダンスを測定することは実行不可能である。

従って、周波数基線決定の目標は、測定周波数の使用可能範囲にわたって、固定圧力における動脈インピーダンスの挙動を観察することであシ且つこれらのデータへの合理的分析関数適合を確立することである。伝達関数の正しい一般系は、既に有効復原定数、減衰及び慣性項の高周波及び低周波制限に関する上記に与えられた物理的項によって大部分定義されている。有限数の測定値及び有限数の分析関数係数に基づく近似的適合全周いて、カーブの低周波制限が確立される。この適合の精度は、測定値の直線性、測定値の信号対雑音比（多くの測定値の平均化によって改善できる）、及び第１図、第２図及び第３図におけるアセンブリ１の形状及びアラインメントに関して段階において要求され且つ先に述べられた対称性条件の正確な実現に依存するほどは測定値及び関数適合項の数には依存しない。ここで銘記すべきことは動脈対称軸に沿った組織の実質的な平行性が高い精度のために必要であるということである。骨や膿が動脈のすぐ近くで鋭角で交差している所で動脈振動がモニタされる場合、対称性がそこなわれよう。動脈軸に沿って全体的な組織平行性をもってしても、動脈壁に非常に近い半径方向対称性からの（例えば動脈に沿って非常に近く位置している膿から）の急激な逸脱は、有意なエネルギを高次の振動モードに結合せしめ、これによシ、測定値の系におけるエラー及び三突出モード形状を越える無意のエネルギに基づく分析を生じてしまう。

データ抽出原理述べられている本発明の面において、ドライバ波形は、計算上の便宜のために周期的になっておシ且つ通常は６個の高調正弦成分を搬送する。例えば、５０Ｈｚ　、　１００Ｈｚ　、　１５０　Ｈｚ　。

２００Ｈ２，３００Ｈｚ及び４００ＨＨにおける正弦成分を有する５０Ｈｚの励起周期性は、１２００Ｈｚにおいて抽出されると、等分に再分割される、即ち４００Ｈｚにおいては周期毎に３サンプル、３００Ｈｚにおいては周期毎に４サンプルなどであってこれはデジタル周波数分析全簡単にするが、このように等分に再分割される各高調周波数において各周期をもたらす波形である。従って、ドライバは斯かる波形でもって励起される。帰環データサンプルは、（この例の場合）各々、０２秒である。基本周波数において完全周期毎に１つのサンプルを与える。しかしながら、周波数分析の場合、サンプルは３つに、即ち、サンプル１．２．３を１グループに、サンプル２．３．４を１グループに、サンプル３．４．５ｔ−１グループと言ったふうにまとめられる。これらのグループは明らかに重なっている。各グループは、０６秒長で６Ｄ且つ７２個の時間サンプルを含んでいる。これらのサンプルは、中間が最大であシ且つ最小のサンプルと最後のサンプルがゼロにテーパー状になっている対称開数、例えば、時間上に対する関数（１＋５ｉｎ（ｆａｔ　）／２の一周期の形状及び秒当シの角度周波数＝２ｐ１θ ５０／３ラジアンを有し１．０６　秒周期を与えるハニング窓によって重み付けされる。この窓付サンプルは次に、６個のドライバ周波数において、７２個の重み付はサンプルにわたる１２個のフーリエは、６個のサイン和及び６個のコサイン和にあてられる。これによシ、９０°の相対的位相を有する６個の周波数成分対が生じる。このデジタルフィルタリングプロセスの論拠は、例えば、１９８１年８月付のデンマークナエラムのプリュエルアンビクジャエルコンパ二発行の本デジタル潴号分析に説明されている。

上記は、いかに時間サンプルが周波数分析できるかという一例にすぎない。また、非周期的即ちランダム信号の使用を通しであるいは時間にわたるドライバシルソイドの周波数の変調又はスイッチングを通して周波数基線データを得ることが可能である。最上の落果は、幾つかの周波数におけるデータが血圧が無視できる程に変化する短い十分な期間にわたって分解できる時に得られる。集中的分析の場合、最大値の近く及び最小値の近くの６拡血圧力ーブの平滑部から時間窓を選択することは有用である。患者器具カンプリングのパラメータが一旦幾つかの時間選択データサンプルの多重周波数分析を通して確立されると、単純な分析が、時間にわたる圧力追跡における後続の更新計算に用いられる。

動脈振動モート“ 第５図に示されている振動モード形状は、半径方向に対称でｓｂ且つ第３軸、即ち、ダイアダラムの断面に対して垂直な軸に沿って変化しない媒体において任意の半径方向振動摂動を分析するのに用いることができる無限級数における最低項である。

第５図に示されている各ラジアルモードの場合、類似の正接モードがある。血圧は、モード形状の半径方向成分とのみ直接作用スルが、シミュレーション分析は一般的に正接運動全考慮する。正接振動成分は、本発明のこの面に対して述べられている超音波システムには観察できない。モード形状分析は、半径対称性が激しく破壊されている場合に、例えば、朧が動脈に近辺でもって平行している場合、更に複雑性が加えられて適合され得る。この分析は、二次元であるため、振動摂動が第３軸に沿って変化しない場合にのみ有効でない。半径方向対称性の激しい破壊がない場合、これらの振動モートは、実質的に矩形であシ、これは、電力消費及び１固別モードのエネルギに対する振幅二乗項があるが、異なったモードの振幅の積に関連する無視できる力即ちエネルギが存在することを意味している。斯くして、この異なったモードは、有意に作用しないが、単に互いに重なって共存する。従ってモードは別々に分析できる。

シリンダモード形状分析における項は、周期的関数に対するフーリエ級数における項と直接対応する。フーリエ級数における最低項は、第５図のモードゼロに対応する、ゼロ周波数項、即ち定数である。我々は、半径が実線の輪郭１００：１５−ら破線の輪郭１０１（第５ａ図）に至る、角度に無関係の一定量だけ変化することを知る。我々は、その音響波長が一般的に１００よシ大きい因子だけ動脈寸法を越える振動について論じているため、圧縮率効果は無視できる。モートＯは、断面における正味の変化２表わしているため、軸方向振動運動がある場合圧縮不可能運動の現在の状況においてのみ観察されるため、断面積は、他の軸方向位置において異なって変化する。この特性は、輪郭１００及び１０１に対応し且つ側部から見た同一シリンダを示している輪郭１０２及び１０３（第５ｂ図）によって反射する。破線は、°上部の断面がとられた場所を示している。所望の振動対称性が維持される程度に、モード０励起は無視できるようにすべきである。

斯くして、モード０は、本発明に係る漸進動脈圧力測定態様の測定値及び計算の状況においては有意な振動モードではない。この正接モード０は、全ての角度において均一な振動的回転でちシ、且つ現在の状況においては無意である。

モード１は、輪郭１０４及び１０５（第５Ｃ図）間のシリンダの硬質体振動である。モード１のエネルギ的に矩形な成分は、輪郭１０５及び１０７（第５ｄ図）に示されておシ、この場合、運動は上の説明図に対して直角に々つている。モード１振動は、血圧に対して敏感でない。これらの振動は、脈動動脈断面積によって影響されるが、この効果は、それが主に血液濃度及び動脈の回シの密度の小さな差に依存するため非常に弱い。

モート９２及び全ての高いモードは、血圧と動脈壁剛性の両方に敏感な「形状」モードである。これらは、動脈壁の外側の組織における剛性によシ少ない程度に影響されるが、この効果は非常に小さい。輪郭１０８及び１０９（第５ｅ図）は、モード２の励起の１つの軸を示しておシ、輪郭１１０及び１１１（ｉｓｆ図）は、４５力角度だけ変位されている第２軸を示している。これら２軸に対するモードは、エネルギ的に矩形である。

モード３は、一方の励起軸が輪郭１１２及び１１３（第５ｇ図）によって示されておシ且つ第２軸が輪郭１１４及び１１５（第５ｈ図）によって示されている、三突出対称性を有している。この第２のエネルギ的に矩形の振動軸は、第１＠から３０°だけ変位されている。

振動ドライバが動脈のすぐ上にある場合且つ組織が動脈の左側及び右側において対称である場合、励起された振動軸は、モーｖ１．２及び３に対する上列の図におけると同じように垂直である。この左右の対称性は、例えば、血管又は膝が近くの動脈に対して及びドライバ／センサアセンブリ（第１図Ｍ第３図に戻る）から下方の中心垂直軸の左又は右に対して平行である場合に破られる。この異なった軸勃起は、同一の振動位相にはあシ得ないが、これは、対称性摂動物体が、適用された励起に対するそれ自身の振動位相応答を有するだろうからである。

形状摂動が振動よりも回転しているように見える円形分極振動が可能である。これは、エネルギ矩形モード軸に沿った励−〇重なシ及び位相の９０°だけの相違から生じる。

高次振動モード形状は、媒体における圧力及び応力の高次幾何派生によってのみ励起される。媒体が比較的均質である場合、高次派生は、振動ドライバよシ下の振動と共に非常に迅速に減衰する。従って、比較的均質の周囲における深い動脈に対しては、モード２よシ上の振動モード励起は無視できる。測定可能なモード３励起は、浅い動脈あるいはインピーダンス不連続の次に位置している動脈において達成される。浅い動脈におけるモード３の励起は、「よシ平滑な」振動フィールド全発生する比較的広い振動ドライバを用いて低減することができる。しかしなカラ、広いドライバをもってしても、共通の頚動脈におけるモード３励起は、硬い魂及び喉頭軟骨の近辺及び柔らかい頚静脈の近辺から生じる。頚動脈振動モード軸は、振動ドライバとは整列できず、励起位相は、局部周囲に有意に依存し得る。

モード３の上の動脈振動の有意な励起は、振動ドライバと動脈との直接接読々しに達成することが困難である。血圧決定に対しては、高次モード励起は好ましくないが、これは、分析を複雑にするためであシ且つ動脈を横切る３つよシ多い超音派角度がよシ高いモードヲ独立に区別するのに必要であるからである。

単一モードネットワークアルビリズム純粋モード２振動のためのネットワークアルゴリズム、低周波数における振動測定値の圧力に誘起された変化をバイブレータと動脈とのカップリングに且つ動脈自体の機械的インピーダンスに関連付ける。このアルビリズムは、−膜化された直線ネットワーク理論、特に、エネルギがどちらの方向にも等しい効率でもって２つの物体の間の受動的直線ネットワーク又は媒体を通ることができるにちがいないと言うことを事実上述べている相反の定理に基づいている。ここで、この媒体は、振動ドライバ表面と動脈との間の組織である。エネルギ流は、非常に小さな振幅の振動の形をとるため、媒体の非直線流体及び弾性挙動は引き出されない。実際、如何なる平滑関数（この場合、励起振動速度フィールドの関数としての機械的応力）は、関数の非常に短いセグメントのみが、例えば、ここでは、非常に小さい振動速度及び振幅のみが見られる場合に直線的と見られる。

我々はこれまで、検討中の軸方向長さ、ここではドライバ／センサセグメント５２の長さく第２図及び第３図）にわたる動脈断面において二次元フィールド対称性が存在する所で振動モード分析が如何に簡単化されるかを見てきた。対称性は、セグメント５２に対する測定力をその下の動脈の等しい長さを駆動する伝達力に対応せしめるべきである。定幅振動ドライバの場合、端部効果のために、動脈駆動振動フィールドは出発中心を弱める。これを相殺するために、ドライノＺの両端は広くなっている。

我々は、動脈にかけられる二次元力、即ち軸方向長さの単位当シの力を定義して、分布圧力及び剪断応力の効果音１つの数に簡単化することをめている。我々は、例えば、１９６０年のサイモン著のメカニクス、９章、アジソンウエスリの中で説明されているような一般化された座標分析の方法を用いる。必要とされている定義は、力が評価されている時に特定の運動を行なっている特定の振動モードに対してのみ可能である。定義されたモード形状を用いると、我々は単−長さ座標を用いて運動を説明することができる。第５図に示されているモード形状のようなモート９形状に対しては、我々は、最大長さ変化の軸に沿ったシリンダ表面に対する半径ベクトルの長さの変化でもってモード形状変化を説明する。振動サイクルの期間中、我々がこの半径を非常に小さな増分でもって摂動する場合、この摂動（及びこのモード形状を保存するための他の角度における同時的な半径摂動）は、振動シリンダへの仕事における正味の増分を必要とする。この結果生じる仕事増分対長さ増分の比率は、式１に従って、特定のモード形状に対する有効力を定義する。

〔１〕特定のモード形状に対して、Ｆ＝（仕事増分）／（長さ増分）我々は、式１におけるｒＦＪ及び「仕事増分」は両方とも、分析の断面に垂直な方向における単位長さ当シの量であることを理解している。我々は、この陰の「単位長さ当シ」条件を省略することによって三次元関係における類似の力定義を用いることができる。単−モードに対する原則的な振動軸を与えられているため、我々は、「片軸長さ」の項を用いて、この軸に沿った半径、即ち、力を定義するのに用いられる長さを説明する。

モード２振動の場合、超音波深度測定値が原則的振動軸に対して平行であると仮定すると、片軸長さにおける増分は、超音波測定値径における変化の半分にな、る。モード１又はモード３振動の場合、原則的振動軸に対して平行に分解された超音波測定値は、一定の直径であるがしかしく超音波トランスジューサ運動を補正する「近位及び遠位動脈壁の変化する平均振動を示す。

この変化する平均振動あるいは共通モード振動信号は、力定義に用いられる片軸長さの変化である。

全体の振動サイクル全考慮する場合、我々は、式１によって定義された「力勾配」は、振幅及び形状ヲ有するシヌソイドヲ説明することが判る。増分的瞬間的力の定義から拡大して、我々は、特定の角度周波ｎｆにおけるモードｎに対する振動力Ｆｎを今定義された瞬間的力信号の振幅及び位相を有する合成位相量として定義する。

〔２〕Ｆｎ＝モードｎに対するＦの合成フーリエ成分多重モード振力の場合、我々は、力を、励起されたモードと同じ位の多くの合成軸に沿って延びている多次元量として説明する。

機械的振動インピーダンス（単位長さ当シ）は、通常の工学慣習に従って、合成振動力を合成振動測度で割ったものとじて定義される。この定義は、上記の定義１及び２′ｆ、用いてモード形状に簡単に拡大される。（合成量は、分子振幅を分母振幅で割ったものであシ、商位相は、分子位相から分母位相を引いたものであることを思い出せ。同様にして、合成量の振幅は、これらの項の振幅の積であシ、積位相は、これらの項の位相の和である。）これらの定義は、個別ネットワーク理論の結果をこの系の連続体測定値に適用するのに用いることができる。ここで概説された対称性、測定値及び定義があるため、問題にされているこの受動的組織「ネットワーク」は、電気工学物理テキスト、例エバ、ニューヨーク州のジョンウイーリアンドサンズ社発行のスコツト著の電気及び磁気の物理の第２版（１９６６年）の５００頁に述べられているように、２４−）電気ネットワークと同じような様式で模擬化できる。我々は、２つの接続端子１及び２を有するブランクボックスを考えて見る。我々は、この箱が受動的であシ、慣性エネルギソースを何も含んでいないこと、及びその応答が直線的であることだけを知っている。このボックスは、通常は電気ネットワークとして説明されるが、物理的原理が等しく機械系に適用される。この電気機械類似点は以下の通シでちる。既知の入力電気電流アナログ、ここでは振動速度ｖ１（端子１、適用できないモード）、既知の入力電圧アナログ、ここでは振動力Ｆｌ　（端子１、適用できないモード）、既知の出力電流アナログ、ここでは動脈片軸長さの変化速ｉ、Ｖ２２（端子２、モード２）、及び未知の出力電圧アナログ、ここでは撮動モート°を駆動する力Ｆ２２（端子２、モード２）が存在する。

これらの力及び速度は、同時式３及び４によって４つの速度インピーダンス係数に関連付けられる。（電気ネットワークにおいて、これらは通常、アドミンタンス係数と呼ばれるが、これらの式は、インピーダンス係ｎｔ用いた同等の形で簡単に書き改められる。）（４］　Ｖｌ　−Ｚｔ２　＋Ｖ２２−　Ｚ２２　＝　Ｆ２２相反の定理は、これらの２係取の２つが等しいことを証明している。これらはモード２の伝達インピーダンスに対して両方ともＺｔ２と指名される。Ｚｔ２及び入力インピーダンスｚ１及び出力インピーダンスＺ２２は、決定されるべき未仰数である。振動ドライバによって経験される全「表面模様インピーダンス」は、式３の２１と混同されない、合成比Ｆｌ／Ｖｌであることを観察せよ。この測定表面機械インピーダンスは、伝達インピーダンスＺｔ２ｔ−表由した動脈速度Ｖ２２によって影響される。

我々は、動脈内の振動加圧血液に帰する、別の動脈インピーダンスＺａ２ｔ−指定する。この力Ｆ２２は、インピーダンスＺａ２　ｔ−克服し且つ血液のシリンダにおける速度Ｖ２２　’ｉ励起するために全体的にかけられる。これらの測定値に影響する動脈における振動の活性ソースは存在しない。（血液流からのノイズが存在するが、振動ドライバシヌソイドとは関連付けられず、従って復調された撮動信号における平均的エラーは何も生じない。）従って、我々はＦ２２　ｔ −−Ｖ２２・Ｚａ２として表わすことができる。

このマイナス符号は、Ｆ２２のＶ２２に対する相対的な定められた方向から生じる。従って、我々は合成未卸数の敷金１つだけ減らすことによシ、式４を組織＋動脈インピーダンスの合成（Ｚ２２＋Ｚａ２）によシ式５と香き改めることができる。

［５）　Ｖｌ　・Ｖｔ２＋Ｖ２２．（Ｚ２２＋Ｚａ２）　＝０血圧が変化する場合、これは和（ｚ２２＋Ｚａ２）　を変化させる。

分に対してのアポストロフィー（’）′に有する新しい血圧における変化した値を指定すると、我々は、弐６及び７で表わされる第２セツトの測定値を得る。ここでＶｌ’　、Ｆｌ’　、及びｖ２２′は測定値であシ、Ｚ係数は、変化しないと考えられる。

［６）　Ｖｌ’−Ｚ１＋Ｖ２２’　−Ｚｔ２＝Ｆ１’［７］　Ｖｌ’−Ｚｔ２＋ −Ｖ２２’　＋　（Ｚ２２＋Ｚａ２）’＝　０式３及び６は現時点で同時に解くことができ、Ｚｌ及びＺｔ２ヶ生じる。式５に代入すると（Ｚ２２　＋Ｚａ２）が得られ、式７に代入すると（Ｚ２２＋Ｚａ２）’が得られる。式４において、マイナスＶ２２・Ｚａ２　’ｅ表わす力Ｆ２２は依然として、Ｚ２２と同じように未知である。

この解は、振動測定値を有用な正確度に解明可能々程度まで変化させる圧力変化に頼っている。この圧力変化は既知である必要がない。この系は、血圧が変化する時にその特徴を表わすが、これは、動脈振動運動の位相及び振幅が変化するからであシ且つこの変化のドライバ速度及びドライバカへの効果が測定され、これによシ振動ドライバと動脈とのカップリングの精豐な効果を表わすからである。

上に与えられた視差増分項全説明するために、弐６から式３を減算すると、増分項Ｖｌ’−Ｖｌ　、　Ｖ２２’−Ｖ２２及びＦ１′−Ｆｌｉ有する式が得られる。式３を用いて同時に解明すると、式３と式６の解と同じ結果が直接得られる。

血圧によって引き出された振動変化は、独立の振動信号としてみなすことができ、動脈内で発生され、超音波システムによって測定され、且つこれらの効果が表面センサに伝達する時に感することができる。

この視差信号のデータと基線信号の式３のデータとを合成すると、臨界伝達インピーダンス係数Ｚｔ２　を生じ、これによシ、アクセス不可能なインピーダンス（Ｚ２２　＋　Ｚａ２）及び（Ｚ２２÷Ｚａ２）’に対する次の解を行うことができる。

簡潔を期すために、このシステムの幾何は、血圧の変化にわたって陰に一定であるとされてきている。動脈半径は、だいたいの時間において異なった圧力では異なってはいるが全ての瞬間においてｄそうでない。最も正確な分析は、異なった５動測定値によって裏付けられるよう【、等しい半径が異なった圧力において観察されるデータセット全抽出することに頼っている。

肝動脈半径波形は、対応する内圧波形ニジ遅れて切察されているが、これは、動脈壁の粘弾性挙動のｉめであると思われる。

幾つかの心臓の鼓動にわたって平均化している周辺動脈において、半径、平均圧力よシも平均流量によく相関されて観察されているが、これは、動脈壁における平滑括約筋の活性調節のためであると思われる。圧力／半径相関関係が悪い原因は何であろうとも、この現象は、本発明にとって有用であるが、これはこれによシこのシステムが圧力分離を有する整合された半径データ対を得るからである。

このネットワークアルゴリズムは次に、異なった幾何に対する補正をしなくても適用することができる。

データが等半径データ点に対する有用な圧力分離上できない状況の場合、このネットワークアルゴリズムは、動脈半径の変化に対して補正されなければならず、あるいはこのネットワークアルゴリズムは、シミュレーションアルゴリズムと結ヒ付いて解明されなければならず、この場合は、ネットワークアルゴリズムにおけるデータは、動脈壁の外側の一定の半径に対して補正される。この２つの方法は簡単に概説される。

今述べた単一モード解には、ドライバ自己インピーダンスＺ１及びドライバ動脈伝達インピーダンスＺｔ２に対する変化しない値に基づいている。この動脈周囲合成自己インピーダンスＺ２２＋　Ｚａ２は、圧力と半径の両方の変化によって影響される、今の時点では、この変化の２つのソースは区別する必要がない。ｚｌは、実質的に動脈半径変化によって影響をされない。これによってＺｔ２が残るが、これは半径変化によって有意に変化する。

式６及び７のデータが式３及び式５に対するよシも異なった半径に対してである場合、Ｚｔ２　’５書き改めて半径変化感度を分析する必要がある。

この合成比Ｚｔ２’／Ｚｔ２に対して数式が引き出されるが、　Ｚ’ｌ；２は式３及び５に且つＺｔ２’は半径変化式６及び７に適用される。

この数式によって、半径変化が存在するネットワークアルゴリズムの解が可能になる。この比は、反復的に決定され、これによシ推定されたＺ　ｔ　２　’／Ｚ　ｔ　２比から進んでネットワークアルゴリズムを解き、次に適当なネットワーク結果を用いてＺ　ｔ　２　’　／Ｚ　ｔ　２の推定を改善し、次にこの死に用いてネットワークアルゴリズム等を再び解く。これによりＺｔ２　＝　２・Ｖｔ２・Ｚ２２が近似的°に得られる。ここで、ｒＶ　ｔ　２Ｊは、モード２に対する速度伝達係数を表わす。ｖｔ２の物理的意義を理解するために、動脈が取シ除かれ且つその機械的特徴がこの動脈のすぐ回シの組織の平均的特徴と一致する均一な組織に看き換えられていると仮定せよ。これらの条件の下では、Ｚａ２　＝　Ｚ２２及びＶｔ２　＝　Ｖ２２／Ｖｌ　テある。

器官又は動脈の近辺の振動フィールドは通常、この組織均一性の仮定条件の下ではポテンシャルフィールドとして近似することができる。二次元ポテンシャルフィールドの場合、Ｖｔ２は半径ｒと共に直線的に変化すること（又はよシ一般的には、ｖｔｎはｒｎ−１と共に変化すること）が簡単に判る。組織弾性率の効果が小さい（漸進動脈を証明するのに用いられる周波数における良好な近似）と仮定すると、Ｖｔ２の位相角度は、Ｚｌの位相角度の簡単な関数であシ、且つＶｔ２のマグニチュードは、半径に動脈中心深度の関数をかけたものと等しい。Ｚ２２の実部は、ｒ２に比例して変化し、一方虚部は、Ｚ２２の位相角度の関数であるｒの指数法則として変化する。ゼロに近づく２２２位相角度は、ゼロ指数法則ｒ０ヲ意味し、一方＋９０°に近づく位相角度は、−次指数法則ｒ１６意味する。今述べた２つの位相関数は、シミュレーションアルゴリズム技術を用いて誘導可能である。ここに示された方法音用いると、異なった半径における測定値に対するネットワークアルゴリズム’ｌ＜ことが可能である。多くの周波数における解は、Ｚｌ　、　Ｚｔ２及び（Ｚ２２”＋　ｚａ２）の周波数依存性を表わす。

この情報は、ネットワークパラメータの周波数依存性のシミュレーションアルゴリズム評価に基づいて、ネットワーク解が反復的に改善される手順でもって、動脈半径に対するよシ洗練された補正（て用いることができる。

他方の方法は、生データに関してではなく、生データ及びそのパラメータが実際の測定値に適合するように反復的に調節されるシミュレーションアルゴリズムに基づくシミュレートされたデータに関して子ントワークアルコ゛リズムを解くことである。

ここで銘記すべきことは、このシミュレーションは、半径対称性の状況において、動脈及びそのすぐ回シのみ適用されるということである。このネットワークアルゴリズムは、この比較的単純なシミュレーションを、振動ドライバを動脈にリンクする更に複雑な一幾何にリンクする。このシミュレーションにおいて、半径は、動脈の仮定の均一周囲媒体における動脈壁の外側に選択される。このシミュレートされた動脈は、与えられた周波数において超音波によって観察される振動モード速度に一致するように数学的に駆動される。計算上の基準半径における振動速度は次に、このシミュレーションに関連して解かれる。この計算された速度は、ネットワークアルゴリズムにおけるＶ２２に用いられる。第２血圧の場合、超音波データは、変化した動脈半径及び変化したモード振動を示す。このシミュレーションは、新しい動脈半径に調節され且つ観察されたこの変化モード振動に一致するように駆動され、この振動速度は、この固定された計算上の基準半径のために再び計算される。これによシ、このネットワーク解全完了するのに用いられる新しいパラメータｖ２２′が与えられる。他の関連モードは、同様の様式、たぶんネットワークアルゴリズムの拡大された形でもって処理される。

種々の周波数におけるネットワーク解は、現時点では実際の動脈ではなく、この変化する動脈を含む固定された基準半径の仮定の振動シリンダに適用される和（Ｚ２２　＋　Ｚａ２）に対する値を生じる。このシミュレーションモデルは、この２つの動脈圧及び半径条件のための且つ分析の周波数における（Ｚ２２　＋　Ｚａ２）の値の別のセットを意味する。このネットワーク解と（Ｚ２２　＋Ｚａ２）に対するこのシミユレーション値の差は、エラーベクトルｔ−ｉ成スル。このシミュレーションアルゴリズムの目的は、このシミュレーションモデルの可変パラメータを調節することによシ、ゼロに至るこのエラーベクトルの諸成分の全てを同時に駆動することである。このシミュレーションは、他のオブザーバプルに結合されなければならない。例えば、シミュレートされた壁の弾性・ξラメータは、振動データだけでなく、計算された圧力の変化による動脈半径の観察された短期の変化に対しても一貫していなければならない。

血圧が動脈全特定の振動モードにおいて円に復原する時の血圧に関連する機械的インピーダンスは、血圧に正比例し、周波数に反比例し且つ動脈直径、組織特性、等に依存しないことを示すことができる。式８に示すように、振動モードｎに対する圧力インピーダンスＺｐｎは、分母における虚数単位「ｊＪを含む虚数にラジアン／秒で表わす角度周波数ｒｆＪ　ｆかげたものである。

（８：ｌ　Ｚｐｎ＝（ｎ２−１）・ｐｉ・Ｐ／ｊ−ｆ　ｎ）Ｏに対してこのモードｎ＝２及びｎ＝３の場合は特に重要である。

（９）　Ｚｐ２　＝　３・ｐｌ・Ｐ／ｊ−ｆ〔１０）ｚｐ３＝８・ｐｉ−Ｐ／ｊ −ｆ比較的純粋なモードｎ＝２振動が得られ且つ一定の半径ｒ及び周波数ｆに対するネットワークアルゴリズムによって分析される場合、インピーダンス（Ｚ２２　＋　Ｚａ２）における変化は単にＺｐ２における変化である。従って、我々は、圧力Ｐにおける変化を解くことができる。これらの振動が異なった圧力と同じように異なった半径に対しても分析されると、完全なシミュレーション結果（・マ、圧力変化及び絶対圧力の両方をめるのに必要となる。

壁側性インピーダンス動脈壁剛性は、式８に類似の形を有しているが、圧力に依存せず且つモード数ｎへの四乗依存性を有する速度インピーダンスを引き起こす。動脈壁厚さが、振動サイクルの途中で一定と近似される場合、式１１は、壁叩注による機械的インピーダンスＺｗｎを説明している。

［：１１）　Ｚｗｎ＝ｃｏｎｓｔ−−（ｎ’／ｊ−ｆ）重要なモー）”ｎ＝２及びｎ　＝　３の場合に対しては、我々は次のように書く。

［１２）　Ｚｗ２＝ｃｏｎｓｔ、（１６／ｊ−ｆ）［１３）　Ｚｗ３＝ｃｏｎｓｔ、・（８１／ｊ−ｆ）［１４）　（Ｚｗ３／Ｚｗ２）／（Ｚｐ３／Ｚｐ２）＝（８１／１６）（８／３）＝１．８９８４式１４は、モード２及びモード３に対する壁剛性インピーダンスと圧力インピーダンスとの特性の重要な差を表わしている。

これらの２つのモードに対して正味の有効圧力が別々に計算されると、結果における差は、モード２の壁側住圧力の、８９８４倍を表わす。

式１１乃至１４に対して必要な、振動周波数において動脈壁厚さが変化しない近似は、動脈壁の厚さがそれ程大きくない半径の小数である場合に且つ壁材質が、漢接の組織；シかなシ硬い場合に有効である。これらの条件の下では、この「薄い」壁は、有意に曲がることができるが、隣接の組織からの比較的弱い正接剪所且つしなやかである場合、有意な正接延伸変位がらシ得るが、この場合、剛性インピーダンスＺｗは小さく且つ重要でない。

これらの項は、一定の動脈半径に近似的に適用される。半径が変化すると、硬化ノξラメータは、変化する動脈寸法及び壁厚さに対して調節されなければならない。これは、総合的シミュレーションモデルにおいて最上に取シ扱われる。

ある簡単化されたシミュレーションからの絶対圧力絶対血圧に対して数学的に解くには、我々は、項（Ｚ２２＋Ｚａ２）は、（Ｚ２２÷Ｚａ２）の虚部は、一部、復原インピーダンス（Ｚｐ２＋ｚｗ２）及び一部は、モード形状、動脈直径及び血液及び周囲の組織の平均濃度に依存する慣性インピーダンスから人っている。

慣性インピーダンスを評価し且つ血圧の近似を抽出する幾つかの方法がある。先に見られたような１つの方法は、合理的分析関数を測定データに適合し且つ圧力に対応する係数を抽出することである。この方法は全く抽象的である。必要な物は、期待される信号の種類を示す単純なモデル及び斯かる信号金堂けるのに装置をどのように設計するかということである。動Ｖ＋ｉ　３１造の詳細に結合されたこの及びよシ洗練されたモデルは、我々が血圧を見い出すだけでなく、測定インピーダンスブータラ説明し皿つ動脈自体の虚部に関する状報を得ることを望む場合の広い状況において貴重なものとそる。この種類の問題ば、組織応答の評価が主な目的でおる全器官態様において中心となる。

ポテンシャル流れ理論から、式１及び２の力定義を適用すると、式１５は、非粘性慣性質量インピーダンスＺｍｔ−周波数ｆ（虚数単位１かけたもの）、平均密度ｅ、動脈半径ａ、及びモード数ｎの関数として与える。

（１５）Ｚｍ＝ｊ−ｆ・ｅ−２＊ｐｉ−ａ／ｎＺｍは、単位長さ当シのインピーダンスである。Ｚｍの半分は、外部運動質量（例えば、モード２の場合のＺ２２の一部）に帰し、残シの半分は、内部運動質量（例えば、モード２の場合のＺａ２の一部）に帰する。硬質シリンダ運動の特別なｎ　＝　１の場合に注意せよ。

この場合、Ｚ”ｋ半分にすると、我々は、加速度対速度の比ｊ−ｆｔ−シリンダの単位長さ肖り質量に対する式全認識する。Ｚｍの他の半分は、周囲の流体に帰する。よシ高いｎの場合、慣性は、運動のフィールドが、振動するシリンダ面のすぐ近辺に増加的に局在化されるにつれて減少する。

式１５ｔ一式８に合成すると、圧力と慣性インピーダンスが相Ｍして、減衰インピーダンスのみが残るモート°ｎ共鳴周波数ｆｒｎｔ−与える。我々は、ｆｒｎの近辺におけるゼロを通過するネットワークインピーダンス項（Ｚ２ｎ＋Ｚａｎ）の虚部を予想することができる。

（１６）　ｆｒｎ＝（ＳＱＲＴ（ｎ（ｎ＝−１）Ｐ／２ｅ））／ｒ　ｎ）ｌに対してこのモードｎ＝２及びｎ＝３の場合は最も有用である。

（１７）　ｆｒ２＝（ＳＱＲＴ（３Ｐ／ｃ））／ｒ１”ｚｓ）　ｆｒ３＝２　（ｓｑＲＴ（３ｐ／ｅ）／ｒこれらの式を実際の動脈に相関付けるには、ｒを、圧力が周囲の圧力に対する慣性血圧から途中に落下する場合の動脈壁における推定された半径に設定せよ。有効重み付は平均密度ｅｆ得るには、推定された動脈壁密度にｎに（壁厚さ／半径）′ｔ−かけたものを重み付けし、平均の残りに対しては、推定された血液？！度及び周囲の組織密度に等しい重み付けを与えよ。斯くして、壁厚さがｒの９％である場合、ｎ−２に対する有効平均密度は、栓組熾密度の２Ｘ９％＝１８％に血液密度及び周囲の組織密度の各々の４１％を足したものでありこれにより１００％の全重み付けを与える。ｎ＝３に対しては、重み付は因子は、２７％、　３６．５％及び３６．５％となる。この重み付は平均に入る３つの密度は、石灰化が養密度を増加し力い限］あるいは動脈の回シの材質が非常に脂肪質であシ、それ数密度がよシ低くない限シ大幅には異ならない。非粘性流体流の仮定を簡単にすることに依然として基づいているよシ良い補正密度推定は、血圧降下がおきる有効厚さを考慮に入れる。

ｆｒ２の近辺は、振動測定値の圧力変化に対する最も大きい減産を与える。通常の血圧及び典型的な頚動脈寸法の場合、ラジアン周波数ｆｒ２は、約３００Ｈ２に変換する。動脈振動の共鳴質因子即ちＱ因子が通常１．０よシ低いため、使用可能なモードに測定周波数範囲は、５０乃至６００）！Ｚに延びている。共鳴周波数は血圧の二乗根と共にのみ変化するため、良好な信号は、変化する周波数ｆｒ２　ｆ追跡するのに時間にわたって周波数を変化せずに３００Ｈｚの回りにおいて連続的に得ることができる。

モード３振動に関する最も敏感たデータは、式１７におけるｆｒ２の２倍の高さであシ、壁硬化からのＰに対する大きなモード３の寄与が考慮される時は２倍以上のｆｒ３において得られる。

分析関数適合アルゴリズム最も最近の分析は、動脈振動力学における有意々項の特性及びマグニチュードの意識を与える。振動モー）”　ｎ　ｉＣｑ連するインピーダンスに対する一般的な式はこの理解を表現している。

［：１９］　Ｚｎ　＝（ｎ＝−１）・ｐｉす／ｊ−ｆ＋ｐ（ｆ）＋ｊ−ｆ−Ｍ（ｆ）ｎ＝２に対しては、Ｚ２は、ネットワークアルゴリズム式５の（Ｚ２２　＋ｚａ２）にあるいは式７の対応するダッシュ記号のついた量に対応する。動脈が良好なモード３励起を得るのに十分浅い場合且つこの三角度超音波しステム、これらのモードヲ分解する場合、Ｚ３は、また、ネットワークアルゴリズムによって決定され得る。従って、我々は、通常はｎａｘ２又は３に対して、Ｚｎの周波数依存性を分析し、これによシ圧力基線及び周波数基線データの両方を用いるネットワークアルゴリズムの多重適用からＺｎに関するデータを引き出す。この分析から、我々は、圧力の効果を他の重なっている効果から区別する。

ここで気付くことは、壁側性エラーが、項Ｐに存在し得ることである。減衰項り及び質量項Ｍは、周波数での関数である。

式１５から、我々は、粘度剪断が余分な質量を同伴することを停止する場合にＭ　（ｆ）が、高周波数制限における（ｅ・２・ｐ　ｉ　−ａ２／１１）に近づくことｔｌ−仰る。λイは、ｆが０に接近する時この高周波数値よシ大きい。Ｄ（ｆ）は、粘性力及び剪断力が流れパターン全制御し且つ急激なｆ＠析速度勾配を防ぐ場合の低周波涜小から剪断勾配が全く急激である高周波数最大であって、圧力が血圧から周囲の圧力に下落する動脈壁厚さに限定される高周波最大値まで反対の方向に進む。合成インピーダンスＺｎが実際に評価される場合の周波数としてモードｎ共鳴周波数ｆｒｎを定義せよ。

ｆｒｎのＰに対する関係は式２０に示されている。

（２０）　（ｎ２＝１）・ｐｉ・ｐ＝ｆｒｎ２・ＩＭ（ｄＺｎ／ｄｆ）（２÷ｄ（Ｉｎ（ＩＪ）／ａ（Ｉｎ（ｆ））、）圧力Ｐは、ネットワーク分析の手段が与えられているため、既知データからほぼ計算可能である。モードｎ＝２が優勢である場合、我々は簡単に、ゼロ位相周波数ｆｒｎ　、ここではｆｒ２ｆ測定することができる。ｆｒ２の近辺において、我々は、インピーダンスＺｎの周波数勾配の虚部工Ｍ’（ｊ評価することができる。

比較的簡単なシミュレーションモデルは、両対数勾配ｅＬ　（ＩｎＱｖｌ）／ａ（Ｉｎ（ｆ））が式２１によって定義された非次元的質因子Ｑの関数として典型的に変化するらシさまを教えてくれる。

（２１）　Ｑ＝ｆｒ２４Ｍ（ａＺ２／ａｆ）／Ｚ２共鳴周波数ｆｒ２において、分母Ｚ２は、定義上実数である。

Ｄ及びＭが定数でらシ、単純な二次元系を定めている場合、式２１は、実際の共鳴質因子Ｑ′ｔ−与え且つ式２０の両対数勾配はゼロである。ここで考慮されているよシ複雑な粘性流問題の場合、絶対圧は、式２０及び２１及び式２０の両対数勾配に対する実験式からＱの関数として計算することができる。この実験関数は、動物実験及び動脈カテーテル療法を必要とする患者の臨床研究に基づく可能な洗練度をもってコンピュータシミュレーション研究から誘導することが可能である。

式２２乃至２４’ｄ、よシ多くの計算時間を用いてしかじょシ良い正確度を達成して、圧力Ｐをめるだめの関数適合方法のための基礎？与える。

［２３：］　ＡＯ＝　（ｎ２−１　）　・ｐｉ　−Ｐ〔詞ｍｌ　５＝ｊ−ｆ式２４が示唆するように、虚部ｊ−ｆの測定合成関数Ｚｎは、任意合成変数Ｓの包囲合成関数Ｚｎの一部として、即ちＺｎ（Ｓ灼一部として表現することができる。Ｚｎが因果的直線ネットワーク（「因果的」ネットワークは、過去及び現在の入力にのみであってまだついていない入力に対しては応答しないと数学的に定義される。）から生じる限シ、合成関数へのこの拡大は、有効であシ且つ、本発明への重要な大抵の適用の場合、独自に定義される。更に、Ｚｎ（Ｓ）は、分析関数であシ、即ち、独特な合成導関数及び好ましい外そう特性全有する。測定精度が落ちる周波数範囲において圧力支配応答をめるために、測定応答の実部及び虚部は、関数の虚部のゼロ周波数への外そうに関係がある。時間と周波数領域の両方における、測定因果的応答関数の虚部と実部との接ａｔ洞察するには、０１７５２マサチユセツツ州マールボロ、フオレストストリート１８０、所在のフリユエルアンド　ケア　インスッルメント社【てよる１９８４年のエヌスレーン博士著のテクニカルレビュー第３号の「ヒルベルト変換」を参照せよ。

有限数の実検データポイントに適合できる分析関数に対する有用な形は、２つの合成多項式の比＝である。この多項式係数は、実数でなければならず、これは、この係数の非ゼロ虚部が、実世界インピーダンスと異なって、正及び負の周波数に対するＺｎの非対称性に導くからである。最後に、この数式は、周波数ｆがゼロ及び無限に至る時に実評価関数Ｄ　（ｆ）及びＭ（ｆ）が有限限度に近づく場合、式１９の虚部に適合すべきである。これは、分母多項式ｔｓにおける一次項から開始し、これを次元ｍにお最終項まで両端において１だけ拡大することにょダ達成される。

これらの判定基準は全て式２２に徂み込まれている。−次分母係数［３月は常に、分子及び分母係数の両方を通してＢ１の値を割ることによシ「１」に簡単化することができる。

明らかに、式２２の係数ＡＯ、ＡＩ及びＡ２は、低周波数制限値（ｎ２−１）・ｐｌ・ｐ　、　Ｄ　（０）及びＦ　（０）に対応する。高次項が支配する高周波限度において、式１９の圧力関連減衰及び質量項は、それぞれ、Ａｍ　−ｌ／Ｂｎ　、　Ａｍ／Ｂｍ及びＡＩｎ＋Ｌ／Ｂｍに対応する。しかしながら、このＡつ一１／’Ｂｍ比は、実際の圧力又は剛性に確実には閘連付けられないが、これは、圧力及び剛性効果が減衰及び慣性効果によって高周波データにはめられるからである。物理的意義は、多項式の高周波減衰及び質量項に帰することができる。

実験的質量項Ａｍ＋ｌ／Ｂｍ　を述べられた有効半径及び密度手ｒｆｉ　ｆ用いて式１５に対して誘導された値と比較することにより、例えば、動脈壁石灰化による密度異常をめることが可能である。式１５は、減衰力が振動幾何を摂動することを停止する場合の高周波限度において有効であることを思い出せ。この高周波減衰係数Ａｍ／Ｂｍは、物理的意義を持つことができるが、それはデータの質及び周波数地回に応じて、動脈の無限周波数限度虚動全正確には反映し得えない。

とのＡｉ及びＢ１係数は、データからめられるべき実値である。式２２の分母によって膚無し且つ項を集めると以下の式が得られる。

（２５）　（Ａｉ・５ｌ）−（Ｂｉ−３ｌ−Ｚｎ）＝Ｓ−Ｚｎ式２５は、実部及びＪ部が別々に等式化される場ばは２つの実数式に分割する。両方の式は、Ａ１及びＢ１において直線的であシ且つ１つの周波数、即ち、１つのＳにおいて１つのインピーダンスＺｎによって完全に定義される。ｍ＋１個の別々の周波数及びある固定された圧力におけるＺｎの決定は、２　ｍ４−１個のＡ１及びＢ１係数の合成された合計に対して解くための２□＋２個、の式？与える。あるフ過剰な式は落とすことができる。Ｚｎの付加的な周波数決定にニジ、最小二呆回帰は与えられた次元ｍに対して現計的により良い適合を得ることができる。−星状々が係数ＡＯに対して屏を得ると、我々は式２３を用いて圧力Ｐに対するＡＦ４ることかできる。

式２２及び２５においてｎｌあまシ高くセットすると、増加した関数適合エラー全列き起こす可能性があるが、これは、適合され導関数はデータにおけるノイズに追従するからである。

与えられたセントのＺｎ対Ｓデータ及び最小二乗回帰を用いて、我々は、小さいコから開始し、連続的に高くなっているｍに対する圧力を決定する。計算された圧力は先ず見かけの限定への多少段階でもって落ち着くが、次にｍがあまシに高くなるをてつれて増加する変動を示す。ｍの値は、計算された圧力がｍに対して最小的に敏感となるようなルーチン侵械計算に対して見い出される。

圧力はまた、岡［１性、粘度、密度、半径及び近くの妨害影響、例えば韓に対する可能な姑合項に対する決定されてない物理パラメータでもって、動脈に対しての一般化されたシミュレーションモデルを用いてデータ適合から決定することができる。

このシミュレーション法は、多分、変化する動脈半径を処理するのに最上である。今示したより抽象的な方法は、計算的にはよシ簡単でありしばしば有用である。

三軸超音波説明これまで示されてきた分析は、この全身動脈圧態様の単軸変化の場合と同じようにして、振動モード原則踊が全て超音波軸に対して平行に存在している程度にのみ有効である。この対称性判定規準が達成される場合、三軸超音波測定値は、別々のモード１、モード２及びモード３振動励起を決定するのに十分である。これらのデータを用いて、この２モードネツトワークアルゴリズムは、別々に煩明することができる。従って、この分析関数適合アルゴリズムは、絶対圧に対して１度解明するだけでよい。

単軸振動対称性が一′Ｆｊ、定されない場合（この仮定はしばしば不正確である）、ネットワーク及びシミュレーションアルゴリズム（ま、三軸超音波データについても、同時に反復的に解明されなければならない。

同時に励起された振動モードを分解するためのデータ要求条件全理解するには、単一周波数励起に対するモード１を考慮せよ。モード１は、２つの次元における単純な並進運動である。ある面における異なった軸に沿った単一周波数正弦運動が重なっている場合は必ずその結果生じるトレースは、楕円である（縮退楕円である円及び戯セグメントの特別な場合を含む）。このトレースの全てのパラメータを特定するためには、主軸ベクトルのこの２つの成分’ｃ％定することから始めよ。この主軸に沿った正弦トレース運動の成分を分解すると、この第３パラメータは、特定の基準位相（例えば、振動ドライバ速度ｖｌ　）に対する相対的なこの主軸シヌソイドの位相である。この主軸ベクトルから＋９０°空中を回転しているこの副軸振幅は、第４パラメータとして説明される。この振箒は、時計方向回転に対しては正であシその反対は負でちる。主軸及び副軸に沿ってｉ１１定するように選択することによシ、この副軸に沿って分解されるトレース運動の位相は、この主軸移相から９０°だけ異なるように限定される。従って、４つのパラメータは、この振動運動を完全に特定する。

よシ高い次元の形状モードの単一周波数励起に対しては、４つのパラメータでまた十分である。第５図に結び付いたモード２及びモード３の説明を思い出すと、２つのエネルギ的に矩形の形状はモード２に対しては４５°の且つモード３に対しては３０°の減速的な軸回転によって分離されることが判る。

この三軸超音波システムは、３つの共通モード及び３つの異なったモードの撮動速度全解明する。各々の解明された速度は０汲び９０°の位相成分を有する。その結果得られた６個の作動モード成分は、作動モード２振動の４つのパラメータを決定するのに十分であって余シある。この６個の共通モード成分は、モード１及び３の両方を決定するのに必要な８個のパラメータを決定するのには不十分である。この不確実性を解明するのを助けるためにはモード１励起は、動脈における圧力ちるいは半径変化によって有意に影響されず、一方よシ高いモード■圧力及び半径感度が既に述べられている。これは、この伏況においては振動モードと同じようにして、モード３形状の２つのエネルギ的に矩形の形を含む４パラメータ量であるモー）＃３速度伝達比・ξラメータＶｔ３全決定するのに有用である。共通モード振動変化は、Ｖｔ３に対する主軸方向及び主／副軸振幅全直接表わす。このネットワークアルゴリズム不確実性の最終的解明（ｄ。

ネットワークアルゴリズムと分析関数適合アルゴリズムとの同時解を用いる。この詳細々解明プロセスは既に述べられた原理及び手順から直接用ている。

電子信号獲得アセンブリ１（第１図乃至第３図）の振動ドライバ及び検知トランスジューサの関数について述べられてきた。我々は今、電子信号がドライバ／センサアセンブリ１において如何に処理され且つ後Ｃてそれらがアセンブリ１とコンピュータ／コントローラ３の間のケーブル２を径由して通過するかについて述べる。

圧力計算のための低周波データの電子的獲得は第６図に示されている。第７図、第８図、第９図及び第１０図は、如何に超音波データが処理されて、３つの超音波１径及び３つの直径変化比（１５０）及び３つの深度及び３つの深度変化比（１５１）ｉ与えるモジュール１５０及び１５１の出力を発生するかを述べている。

全てのデータ収集及び処理の中心には、中央処理装置ＣＰＵモジュール１５２（ＣＰＵ１５２及びドライバセンサスはビデオ表示ユニットにない近くの全ての電子回路を包囲している第１図の全体のコンピュータモジュール３と混同しないこと）でおる。このＣＰＵ’は、デジタルデータ？交換し且つ低周波数アナログ／デジタル／アナログ獲得システムＬＦ　Ａ／Ｄ／Ａモジュール１５３と双方向データバス１７２及び一般的にデータ１５２から１５３に単一方向に撥送するアドレスバス１’ｙ３ｔ−、ｐ由してアドレスする。ＣＰＵモジュール１５２が列えばＩ　Ｂｒｌ　ＰＣ−ＸＴコンピュータである場合、適当なＬＦＡ／Ｄ／Ａモジュールは例えば、オハイオ州フロンのサイエンテイフインクソルーションズ社から出されているラブマスタシステムでちる。モジュール１５３は、幾つかの配線から低周波アナログデータを受け、それ全抽出し、それ全デジタル化し、そじてＣＰＵにそのデータを得られるようにする必要がある。

このモジュール：喧また、ＣＰＵからデジタルデータ上受け、それをアナログ信号（例えば電圧）に変換し、そしてこの信号全出力として供給する必要がある。

ソフトウェア開発全簡単にし且つタイミング問題を避けるために、モジュール１５３が独立のクロツク及びシーケンシング回路を含み、これにｘＩ）アナログ入力サンプリング及び出力値更新が主コンピユータ処理速度における変化にも拘わらず安定なリズムに追従できるようにすると助ケトなる。モジュール１５２と１５３の間のバンファ及びわシ込みは、データ伝達全管理するのに用いられる。

低周波、駆動信号は、１５３から低周波パワー増・：偏器１５４Ｖ？−移勘し、この増幅器１５４の出力は、ここでは（第６図においては）１つのモジュール１５５によって啓示的に表わされる相互接続された振動ドライバコア５９及び６１（第２図）に至る。この駆動信号は、１５３に戻る振動データ入力において分析されるべき駆動周波数全搬送するデジタル的に発生された周期波形でちる。

この駆動出力に関連しているため、２つのドライバカ信号及びト９ライバ速度信号は、６個の超音波寸法信号及び６ｆ固の対応の変化比信号に加えて、１５３に戻る。それぞれの直径、直径変化、深度及び深度変化信号全超音波アセンブリからＬＦＡ／Ｄ／Ａモジュール１５３に搬送する矢印１７５，１７６．１７７及び１７８の各々は、３つの配線、即ち１つはトランスジューサアセンブリ６２（第２図及び第３図）のための列後エコーデータのためのものでらシ、２番目の配線は、同様にしてトランスジューサアセンブリ６５のためのものでらシ、第３の配線は、６２から６５及び６５から６２への合成された横エコーのため横エコーデータのためのものである３つの配線を表わしている。この速度信号は、第２図の変形ゲージ５５、ポスト５７及び質量５６ｔｌ−含む圧電セラミック刃口速度メータアセンブリ１５６が、電荷増幅機１５７（質量５６において物理的に含まれている）に信号を与える時に誘動され、その結果生じる加速度信号は、１５８によって交流積分され、これによシ速度ヲ与える。交流積分器１５８及び１５９非常に低周波の交流カンブリング及びＤＣフィードバックを含み、これによシゼロ周波数において利得全ゼロに減少し、従ってこの積分器出力は、長いインタバル（Ｃわたってゼロに近い平均出力信号全与える。全力信号は、第２図の変形ゲージ５３及ヒホスト５４全含む圧電力トランスジューサアセンズ’Ｊ１６０カ、電荷増嘔器１６１（質量５６において物理的に含まれる）に結合される時に発生する出力を表わしている。

近似している。トランスジューサの下の血圧の変化は、カドランスジューサをロードするう椋的インピーダンスにおける小さな変化を生み出し、これによシ正床の力測定値Ｏておける小さな変化、即ち数パーセントから変化の１パーセントの小数までの変化上剥き起こす。力変化データを高分解能でデジタル化するため（て、このシステムは、測定されたトランスジューサ測定信号に応答する出力バネダンパ直列の力をシミュレートし且つこのシミュレートされた力信号を測定された正味力信号から減算し、これによシ残余の力信号を与える。この質量バネダンパパラメータは、ドライバの周波数にわたって最大残余力信号を最小化するように調節される。従って、残余の信号の高い増幅及び高い分解能デジタル変換が可能である。このシミュレートされた質量バネダンパパラメータが小さい残余のために調節される前に、種々の装置のオーバーロードが、低周波、駆動信号の振幅ヲ１５３から１５４に減少せしめることによって防止される。駆動信号振幅Ｉは、次に、平衡が達改される時に、よシ大きなマグニチュード波形データを有するオーディオ出力サイクル金与える関数発生器メモリケ書き改めることによって上昇する。

このシミュレートされた質量バネダンパカバ、ドライバの加速度、速度及び位置信号の重み付けされた和である。電荷増嘔器１５７からの加速度信号は、１５８によって交流積分され、これによシ論じられたように、ドライバ位置信号ヲ与え、この速度信号は、１５９によって交流積分され、これにょシ、低周波駆動信号の範囲にわたって有効なドライバ位置信号を与える。この加速度、速度及び位置信号は、それぞれ、それらの基準入力にして利得・ｃ：ｊ御全行ない、且つアナログ入力にデジタル利得制御入力をかけたもの全表わす侵衝アナログ出カを与える電界効果トランジスタデバイスであることが普通であるデジタルアナログコンバータ１６３，１６４及び１６５全乗算することによって町変増Ｑｆ与えられる。それぞれの利得ＦｊｉＪ御入カは、バス１７０を経由してＣＰＵモジュール１５２からアドレスされ且つバス１７１ヲ経１６８の出力によって与えられる。増幅器１６２全加算すると、これら３つの乗算ＤＡ小出力増曙器１６１からの全カ１言号が、小さな残余の信号を和として与えるための利得の適当な極性でもって共に加算される。

？ニー（Ｄｆ３音波システムの機能、究極的には、モジュール１５ｏ及び１５１の出力の適当に識別された動脈境界の追跡を可能にすることは、第７図乃至第１０図に関して述べられて響ハる。第７図において、コンピュータモジュール１５２は、カウンタ１８０、例えば、ｌＯビット同期カウンタを部Ｊ御パス１８１を経由して′Ｉｊ：ｊ御する。

このカウンタは、１５２によってオン及びオフにでき且つカウンタを駆動してその全計数シーケン全通して且つゼロ（で、即ち各完全な超音波サイクル毎に１度連続的に周期全行なわしめる独立クロックを含んでいる。完全な２トランスジユーサ三軸超音波システムの場合、完全な超音波サイクルは、トランスシューブアセンブリ６２（第２図及び第３図）によるパルス伝達、トランスジューテアセンブリ６２及び６５（第３図）の両方に対する受信期間、超音波エコーが消失する静止期間、トランスジューサアセンブリ６５によるパルス伝達６２及び６５に対する第２受信期間、及びサイクル全完了する第２静止期間を含んでいる。第１パルス伝達に続いて、アセンブリ６２は、アセンブリ６５が同一パルス出力の横エコーを受ける間にそれが伝達したパルスからのエコー上受け、第２パルス伝達に続いても同様であるが、逆転した外径及び横エコーレシーバについて行なわれる。この２つの横エコーは、交換可能に処理されるが、これは、これらがほぼ１司等であるからであシ、そして１つの超音波レシーバ増幅５及び１つのセントのトラッキング回路は、交流横エコー信号は、それらがいかにも全体の超音波反復率に対する相対的な２倍の反復率の１つのトランスジューサから出ているものとして処理する。適当なスイッチング回路は、今述べたパルス伝達及び受信のシーケンシングに対して与えられる。

第７図及び第８図は、１つの径路に対しての超音波深度及び直径獲得のみを述べておシ、一方第９図及び第１０図は、超音波深度のみのトラッキングを示している。深度だけでなくこれら３つの径路及び直径を含めるためのこれらの記述に関する拡大の方法は、電子工学の当業者によって簡単に考案することができる。

カウンタ１８０ノ出カバ、ハス１８２ヲ経由してメそリアドレスをシーケンスする。１８３におけるこのメモリは、アナログ出力及び入力情報に関するシーケンス、ｉ１］御ビット及びデータピントに分割される。図示のように、８ビツトの１０２４個のワードは、アナログデータにあてられ、一方４ビットの１０２４個のワードはシーケンス制御にあてられる。これら４つのビットの内、３な三軸超音波データ獲得システムは、残、９ｆＤデータライン及び付加的なラインも必要とする。メモリ１８３への書込みあるいはメモリ１８３からの読み出しのために、コンピュータ１５２は、１８０におけるカウンタをシーケンスするクロックを停止し且つインターフェースロジックモジュール１９５ヲ経由してこのメモリをアクセスし、このモジュール１９５は、コンピュータカラノ双方向データバス及びアドレスバス”Ｔ竪山してコンピュータ１５２に接続されている。別の双方向データバスは１９５ヲメモリ１８３に接続しておシ、一方アドレスバスは１９５から１８３に至る。

１８３０４つの制御ビットハ、バス１８５ヲ経由してその出力１８７．１８８，１８９及び１９０がそれぞれ送出／受信、プレセット１、プレセット２及び未使用のラベル全つけられている４ビツトラツｔ１８６に結合されている。この送出／受信出力は、エコーを受ける超音波パルスの伝達を選択するスイッチの状態を制御する。このプレセット１ビツトは、振動トラッキングＰｌ路を解除して近くの波形ゼロ交差に固定し且つそれ全追跡せしめる前に、近位の動脈壁に対するこの回路全選択された深度に初期化するための波形？与える。プレセット１はまた、後に示されるように、積分器初期化及びサンプル及び保持オにレーティングモードヲ制御する。プレセット２ビツトは、遠位の動脈壁のエコーをとらえるだめの類似の初期化波形を与え、類似の制御情報をプレセント１に搬送する。この未使用の出力は、三径路超音波電子回路への応用を見い出し、実際、よシ多くの制御メモリハびランチングが必要である。

メモリ１８３における低いアドレスには、伝達のためのデジタル化された遣音波パルス波形がロードされる。伝達時間の間、このメモリは、バス１８７ヲ経由してラッチ１９６に順次に読み出され、このランチされたビットは、バス１９９ｔ −経由して、ＤＡコンバータ１９８に結合されている。１９８の出力は、超音波ドライバ増曙器２００に適用されるアナログ波形であシ、この増幅器２００ｉ” ｊ：また、低域フィルタとして機能し且つその配線２０６を通しての出力は出力に対して選択された超音波トランスジューサ°ｔ−駆動する。送出／受信ライン１８７が低になると、この伝達信号は、トランスジューサから分離され、受信された超音波信号は、配線２１１ヲ経由して７ラツシユＡＤコンバータ２０１に戻る。

２０１のデジタル化出力は、バス２０１！由してラッチ２０３に移動し、このラッチ２０３は、バス２０４ｔ−経由して、このデータを書き込むメモリ１８３に結合するためにデータをバクファリングする。受信波形データ全コンピュータ１５２に戻してロードするターフエースロジックモジュール１９５に伝達している間に超音波シーケンシングを一時的（でつかむことが示されている設計（本発明の実行可能な代替の場合は除く）においては必要である。このようにして、抽出されたエコー波形は、ビデオ表示モニタ６（第１図にも示されている）上に表示され得る。しかしながら、所望の波形特性が選択され且つトラッキングのために固定されると、コンピュータ１５２による受信超音波信号の直接デジタル獲得は必要でなく、波形トラッキングは連続して進行し得る。このシステムによって必要とされる出刃超音波データ８図、第９図及び第１０図にょシ詳細に示されるようにデジメル獲得のための低周波アナログ君号を生じる。オイレータがトラツー１−／グ蒙馳が停止されている間に臨時のデジタル化波形表示の使用を行ないたい場合は、デジタルデータ獲得を停止することなしに超音波波形モニタ２行なうオシロスコープ表示４（第１図）は、システムの利用にとって杷対的に必要ではない。

この超音波トラッキングー４能は、第８図に関連してよシ詳細に述べられている。バンファ増幅器２００及び配線２０６　’！に！由してのｔ／Ａモジュール１９８からの伝達信号は、配線１８７の送出／受信制御入力が高状態である時に閉じ且っ１８７が低状態である時に開く。この波形は、配線２１１及び図示されていないスイッチング電子回路を１径由して選択されたトランスジューサに結合されている。配線２１１はまた、第２電子スイツチ２１２に至シ、この電子スイッチ２１２は、また、送出受信配線１８７によって制御され且つ１８７が高状態（即ちスイッチ２１０が開である時）閉じ且つ１８７が低状態（即ち２１０が閉じている時）の時に開くように構成されている。２１２が閉じている時、この超音波信号は、配線２１１から配線２２０に且つ利得モジュール２１３即ち低ノイズ広帯域前置増援器に結合される。この信号はこの次に、マッチンクフィルタ２１４に移動し、このフィルタ２１４の帯域幅は超音波トランスジューサシステムの帯域憤と一致するかあるいは僅かに大きくなっておシ、従って不必要な広帯域ノイズが全体の帯域幅の最小の犠牲でもっておさえられている。このフィルター出力は、利得モジュール２１５に至り、このモジュール２１５の利得は、位相シック２１０への入力のための超音波信号に好ましい強度を与えるように選択されている。２１０は、一対のフィルタネットワーク及び２つの信゛号インバータからなっている。このフィルタネットワークは、超音波周波数通過帯域にわたって位相の上で９０°近く異なる補足出力を与えるように設計されている。これらの出力の１つは、出力配線２１１に関してｏ０基準と呼ばれ、＝方他方の出力は、配＠２１２に関して９０Ｑａ対位して、配線２１３に１８０°を与え、９０°出力をフリップして、配線２１４に２７０°金与える。２１１の０°基準信号は、デジタ化、コンピュータ獲得及び後続の表示、初期化及び補償機能のためにフラッシュＡ／Ｄコンバータ２０１（第７図）に戻って結合される。コレらの４つの位相信号は、シュアル４乃至１マルチプレクサ２２４に結合されている。このマルチプレクサ２２４は、配線２２１のバンフアリングされた出力のための４つの位相入力の１つ及び配線２２２のバンフアリングされた出力のだめの同一の４つの入力の１つを選択する。２２１及び２２２の出力は、マルチプレクサのコンピュータ１制御によって決定されるように、同−又は異なった位相であシ冴る。位相出力２２２・”は、第６図において１５１の数字゛ｒつけられたトラッカのグループの１つである深度トラッカ２２５に結合されている。位相出力２２１は、第６図において１５０の数字上つけられたトラッカのグループの１つである直径トラン力２２６に結合されている。２２２の信号は、近位の動脈壁の深度に対して追跡され、低周波アナログ深度出力及び深度変化比出力を上昇せしめる。２２１の信号は、動脈の遠位壁の深度に対して追跡される。近位壁深度追跡データは、バス２２７を径由して２２５から２２６に移動し、これにょシ、２２１の信号が動脈直径及び直径の変化比を表わす低周波アナログ信号を発生するのに用いられる時の基になる基準を与える。深度及び直径ｊ８号の振動変化は一般的に全信号の非常に小さな小数であるため、変化比出力は、小さな運動を強調し且つデジタル変換に適当な振動データを与えるのに有用である。１８７の送出／受信信号は、次の図面に示されている他のシーケンシングデータと共に、トラッカ２２５及び２２６の両方によって必要である。

１８８のプレセット１信号は、深度トラツカ２２５ヲ初期化するのに必要であシ、１８９のプレセット２信号は、直径トラッカ２２６を初期化するのに必要である。信号１８７　、１８８及び１８９は、図示のようにトラッカ２２５及び２２６に結合されている。

この超音波トラッキング機能は、第９図の部分電子略図、第１０図の関連のタイミング波形図、及び超音波トラッカ１完了するのに必要な論理回路全機能的に説明する状態表である第１表に言及してよシ詳細に説明される。

先ず第１θ図について説明すると、伝達波形２０６ａは、それが第７図及び第８図の配線２０６によって搬送される信号波形上表わすためにそのように指定される。受信トレース２２２ａは、第８図の配＠２２２の信号を表わしている。トレース２２２ａは、第１図のオシロスコープ表示４に示されているトレース１３あるいは１４に対応し得る。２０６ａは、不規則形状であシ、一方トレース２２２ａは、一対の対称波形を示し、これによシ理想化された薄壁動脈（例えば、実際には、臨床的使用の約にこのシステム′に構成し且つ試験する場合の、その流体内容が音響インーーダンスにおいて周囲流体と異なるセロファンチューブ「動脈」）からの補償されたエコ一応答を表わすこと全観察せよ。

伝達トレース２０６ａが、簡単々パルスでちる場合、超音波システムにおける、特に合成トランスジューサ装置における位相及び振幅歪みは、最も簡単な音反射器に対してもいくらか不規則なエコ一応答波形、即ち平らなインターフェースを引き起こす。

任意伝達パルス波形は、トレース２０６ａとしてのアナログ再生のためのメモリ１８３の低波形アドレスに記憶することができることを第７図において銘記される。再に、簡単な基準反射器からのエコ一応答波形２２２ａは、ｃｐＵ１５２への後続の伝達のためにメモリ１８３の高波形アドレスに簡単に復原される。この能力に加えて適当な分析ソフトウェアがあるため、この超音波システムの位相及び振堰歪みのための予備補償全具体化するデジタル伝遍−ξルス波形を設計して、基準反射器からの受信波形が対称性の好ましい特徴及び超音波システムの帯域幅能力に一貫した最小時間期間を有するようにすることが可能である。

予備補償された伝達波形２０６ａを誘導する方法をより詳細に説明すると、１つの好ましい方法は、最小期間の出力パルスをメモリ１８３の伝達パルス部分、例えば、他の全ての数が基線又は基準ゼロ言号を表わす正のピークを表わす１つの数にロードすることから始めることにある。このパルスは、変換され、超音波システムと通って送り出され、単純な基準百傭、例えば、水中の超音波ビームを横切って且つ垂亘に配向されているスチールのブロックの平らな表面は、抽出のための分離された応答波形を得るのに用いられる。この応答波形は、抽出され、窓付けされ（即ち、電子原点の他のエコー波形及び遷移から分離される）そして７ −リエ交俟される。ｇ（ｔｌが、時間ｔのパルス応答関数ｇを表わす場合、Ｃ，Ｃ：）は、周波数ｆに対してのｇの合成フーリエ変換を表わすことができる。ｇ　（ｔ）波形の最も大きいピーク振幅の近辺のある所においてｔ＝Ｑとなるようにフーリエ変換に対するｔの時間尺度を定義することが有用である。次に、マグニチュ−ｒＡＢｓ（ｏ（＝））は、厳しい最小を有していない応答振幅の有用な帯域幅を保証するためにｆの関数として試験される。好ましいパルス応答波形は、次に、比較可能な帯域幅から構成される。この周波数領域から開始し、ＡＢＳ（煩ｆ））帯域の中心においてピークを有し且つそれがゼロになる時に非常に平らになる平滑な撮引包絡線を説明せよ。例えば、式２６の振−関数Ａ（ｆ）を考慮せよ。

［：２６〕Ａ／ｆ）＝（ｆＯ−ｆｌ）（ｆ（ｆＯ＋ｆｌ）（７）８合（１−（（ｆ−ｆＯ）／ｆ１）２）３＝　（ｆｏ”ｆｌ）（ｆ（（ｆｏ＋ｆｌ）窓の外側の０この関数は、中心周波数ｆＱにおいてピークを有し且つ通常はｆｌ＜ｆＯとなる所のｆＯの両側の距離ｆ１においてゼロに至る。

ｆＯｔ　ＡＢＳ　（Ｇ（ｆ））関数の中心に設定し、且つｆｌを限度、例えば、ＡＢＳ　（Ｇ（ｆ））／Ａ（ｆＫｌとなる任意の帯域がこの帯域においてｆｌつＩ：ＡＢＳ　（ｏ（ｆ））／Ａ（＝ｌ］２の最小値よシも広くならないという限度内でできるだけ大きく乞るように選択せよ。これが述べていることは、実際、好ましいパルス応答振幅包絡繕が、その（カー利得）な（帯域幅）＠が全帯域唱の半分よシ小さい狭い帯域を除いて衝撃振＠応答包絡砂よシ小さくなるように保持されるべきであることである。この判′ｇ基準が１足されない場合、Ａ（ｆ）の周＠叔窓は、Ｇ　（ｆ）の弱い応答の問題となる領域全排除するようにあるいは少なくとも、斯かる領域をこの目標振幅が低いＡ（ｆ）のスカートの中から完全に出るように位置せしめるために狭くなっているべきである。このあるいは比較可能な判断基準がひどく破壊される場合は、予め補償されたパルス波形は、超音波システム応答が弱い周波数帯域においてリンギングすることＫｌ支Ｗされ、このリンギングは、この予め補償されたパルスが、過剰な期間にわたって有意な振幅を有するため、妥当なパルス伝達時間息に適合され得ないこと全意味しよう。周波数領域Ａ　（ｆ）における好ましい・ξルス応答に対する最も広い実用的な振幅窓を補償したため、我々は、偶数あるいは奇数の対称性が好ましいかに応じて、２つの方法の一方でもってこの好ましいパルスのフーリエ変換Ｈ（ｆ）’ を定義する。

ａ）偶数対称性に対してはＲＥ　（Ｈ（ｆ））　”　Ａ（：）及びＩｍ（Ｈ（ｆ））　＝Ｏ。

又はｂ）奇数対称性に対しては、Ｉ　ｍ　（Ｈ（ｆ））　＝　Ａ（ｆ）及びＲｅ　（Ｈ（ｆ））　＝　０ここにおける選択は、比較的重要性がないが、これは、モジュ−ｈ　２１０　（ｇ　８図）の９０°ネツトワークが、逆対称性波形を与えるからである。この時間領域所望応答波形は従って、ｈ（ｔ）、即ちＨｆ）の逆フーリエ変換となる。最後に、単純な反射器からの波形状ｈ　（ｔ）という結果（てなる予め補償されたパルス波形Ｗ（ｔ）を設計するためには、式２７に従って、周波数領域関数Ｗ（ｆＬａ−〔２７〕ｆ〉０に対しては、Ｗ（ｆ）＝　Ｈ（ｆ）／　Ｇ（ｆ）Ｗ（ｆ）の定義は、合成フーリエ変換及びその逆に用いられる定義に応じて、負の周波数にとって必要となり、我々は、変換の対称性に応じて、ｗ　（−ｆ）　＝ｗ（ｆ）又はＷ　−（ｆ）＝　−Ｗ（ｆ）を必要とするかもしれない。予め補償されたパルス波形全実施するためのこの及び関連の選択に関するより多くの背景？望む数学者は、エッチ・ビニリング及びオー・ゼット・イデルセン著のブリュエルアンドケア発行のテクニカルレビュー第１号（１９８３年）「システム分析及び時間遅延ス投りトロメトリ（第４部）」ヲ調べることである。Ｗ　（ｆ）の適当な定義があるた、め、関数Ｗ　（ｔ）は、逆フーリエ変換によって決定される。この形状は、予め補償されたパルス波形であり、これは、誘導される時にｔ＝Ｑの両側に通常拡大されるべきであるが、適当に短い時間窓の外側のゼロの近くに至るべきである。Ｗ　（ｔ）の時間軸に沿った位嵩は、伝達パルスを保持するメモリアドレスのための時間の定義に対して相対的（ａ適当に調節される。Ｗ（ｔ）の振幅はまた、Ｄ／Ａコンバータ１９８によって変換ヲ思い出す時にデジタルメモリにおける表現のために適当に尺度をつけられる。ハードウェアシステムの時間窓、ピーク去；、ピークスルレート及び類似の限度に適合するためのこの手順において副詞節が必要となシ得る。斯かる調節は、適当な背景全有する数学者にとっては取シ扱いが可能であり且つ明らかである。

他の手１１ｉは、基準反射器からの受信パルスにおける好ましい特徴に導かれる予め補償された伝達パルス波形の成功的な構造対するハードウェアは、プログラマブル伝達パルス波形をデジタル的に記憶するための手段、伝達パルス波形のデジタルサンプル？取シ出すための且つこの取シ出されたサンプルを反復可能時間シーケンスのアナログ信号に変換するための手段、このアナログ信号シーケンスを口波し且つ増幅して、送信超音波トランスジューサを駆動するのに適当なアナログ波形を生成するための手段、既知の特；救を有する基準ノξルス出力を発生するだめの且つ受信超音波トランスジューサ（送信トランスジューサと同一であシ得る）から合成応答波形を復原し且つこの波形のサンプルを゛このアナログサンプルの値を表わすデジタルワード又は数のシーケンスに変換するための手段、及び好ましい特徴を結果として生じる単純なエコー生成反射器からの受信エコー波形に提供する予め補償されたデジタル送信パルス波形を設計するために、基準超音波目標から引き出されたこれらのアナログサンプルを記憶し且つ分析するための手段金倉んでいる。デジタルパルス予備補償システムワークを作る方法は、適当なハードウェアを用いて、既知の帯域特徴を有する基準パルスを送信し、その結果化じる好ましい基準目標からの超音波エコ一応答を受け且つデジタル化し、出力波形形状とその結果化じる受信エコー波形形状との相関関係を用いて、好ましい特徴をその結果化じる受信エコー波形形状に提供する予め補償された波形形状に対して解明し、最後に、この計算された予め補償された波形形状孕、適当な超音波トランスジューサシステムへの応用に対して、時間にわたシ送信パルス信号に変換することである。

超音波ハードウェアに継続すると、棺７図の配線１８７，１８８及び１８９の送信／受信、プレセット１及びプレセント２波形は、第１０図においてトレース１８７ａ　、　１８８ａ及び１８９ａとして表わされる。ランチ１８６への順次の読出しのためにメモリ１８３にプログラムされているこれらの波形は、下の状態表１に対する定義の一部である。送信パルス２０６ａのアナログ変換部は、送信／受信トレース１８７ａの高状態の時間境界内に来るように制限される。超音波トランスジューサからの近位の動脈壁の深度は、トレース１８７ａの落下から受信トレース２２２ａ上の選択され且つ追跡されたゼロ交差に至る遅延時間と相関しており、この遅延時間は、マルチプレクサ２２４（第８図）からの出力配線２２２の選択された位相出力である。この遅延時間は、第１０図の低部を横断する「状態」軸に示されている状態３，４及び５の期間に対応する。

一旦初期化されスルーレートの下に追跡すると、超音波トラッカは次のように機能する。第９図において、補正フィードバックループは、逆積分器２５０．非逆抽出／保持増篇器２６７、逆積分器２５２，２５０及び２５２から信号を受信する比較器２５５、及び比較器２５５の出力を積分器２５０の入力にフィードする電流ソース２５８に結合する論理から形成されている。この電流ソースは、オンとオフにスイッチすることができ、オンの状態では、その電流出力極性をスイッチすることができる。論理回路は、信号２６８　ｒＩＭＴ−ＺＥＲ０１七駆動し、これにより積分器２５０の出力を各サイクルにおけるゼロにリセットする。今概説した負のフィードバックループは、位相セレクタスイッチ２２０（第８図）から配＠２２２の超音波信号における正に至るゼロ交差に従い、この出力は、接地基準化比較器２７０によって正に至る論理遷移に変換される。配＠２７１及びトレース２７１ａ　（第１０図）における２７０の出力は、相互接続サークル２７２「ウルトラＣｍｐ　Ｊ、即ち、表１（Ｆ）によって機能的に説明されている論理「状態マシーン」への入力に現われる。よシ詳細には、第９図において２５０で指定されている積分器１は、配線２５４に第１０図におけるデュアル勾配Ｖ型波形を発生し、この波形は、深度遅延時間を配置２５３、即ち積分器２５２の出力に表われるアナログ電圧−Ｖｒｅｆのマグニチュードと比較するのに用いられる。−Ｖｒｅｆのマグニチュードは、状態３及び４の期間を制御する。状態３は、送信／受信信号１８７ａが低秋態に落下すると開始し、これにより、２６５における電流イネーブル信号「Ｉ−ＥＮｊ　がトリガされて高状態になシ、電流ソース２５８七オンにスイッチし、これによシ積分器２５０にゼロボルトから負にランプせしめる。この状態は、２５４の積分器出力雪圧が−Ｖｒｅｆ　ｆ交差し且つその出力端子が２５６即ち「ＣＭＰ３ｊと指定されている２５５と指定された比較器３の状態の遷移をおこす時に３から４に至る。比較器３の入力は、積分器２５０（逆）からの配線２５４及び積分器２５２（非道）からの配＠２５３である。状態マシーン人力２５６即ちｒｃＭ：’３１に結合してハる比較器３遷移に応答して、２５７における電流方向信号「１−ＤＩＰＪは変化し、これにより電流ソース２５８の出力の方向を逆転し且つ２５４ａの勾配を逆転する。この状態は、電圧２５４ａが負の容重２６０即ちｒ−１ｎｔ　、　ｔｈｒｅｓｈ　、Ｊを横切ってランプし、これにより２６１における比較器１の出力２７６における正の遷位「ｃＭＰＩＪを引き起こす。比較器ｌの非逆入力は、積分器出力２５４トレース２５４ａがトラッキングモードにおける対称性限度「−１Ｈｔ、１：ｈｒｅｓｈ、Ｊと「−１ｎｔ、ｔｈｒｅｓｈ、Ｊとの間をランプしている時間インタバルの期間中マルチプレクサ２２０（第８ｉ）からの選択位相超音波信号２２２の正に至るゼロ交差によってトレース２５４ａはランピングを停止し且つ一定の値を保持する。この正の超音波信号遷移は、比較器２７０の論理出力を高状態に駆動する。この論理遷移は、比較器出力配線２７１、即ち状尊５から状態６に至るトレース２７１ａＫ現われ且つｒｕｌｔｒａ　ｃｍｐＪとラベルをつけられた相互接続ザークル２７２に現われる。受信信号の遅延を減少せしめると、２７１ａの早期の遷移を引き起こし、これにより状態６及び７及び後続の状態Ｏ（第１０図の右エツジを越える一負の起憶値が示されている）において多くの負の値をトレース２５４ａに記憶したままにし、一方この遅延を増加せしめると、より多くの正の値が２５４ａに記憶されることが判ろう。この論理は、記憶値がｒ −１ｎｔ、、ｔｈｒｅｓｈ、Ｊより下るかあるいは「ｉｎｔ、ｔｈｒｅｓｈ、Ｊの上よりかなり上がることのないように防止する。後者の論理防止は、２７８における比較器２の非逆入力に至る積分器１信号が比較器２の逆入力に適用される２７７における「１ｎｔ、ｔｈｒｅｓｈ、Ｊに交差する時に行なわれる。２７８の出力は、状態マシーン入力２８０即ちｒ：ｃＩＪＰ２Ｊに結合されており、２８０における正の遷移は、２６５における「Ｉ−ＥＮｊを低状態に、駆動しく既に低状態でない場合）、これにより電流ソース２５８を遮断する。２５８が遮断されると、積分器２（２５０，）レース２５４ａ’）　’ＩＣ保持されている低出力は、制御電圧２６６（９）匂が高状態になると抽出／保持増唱器２６７の出力２７５に転送される。信号トレース２７５ａとして示されている配線２７５における抽出／保持出力は、積分器２５２の入力に結合し且つ−Ｖｒｅｆと呼ばれているトレース２５３ａの配線２５３上の出力勾配の負を設定している。この信号はまた、２８５においてｒ−ｐｏｓ　、０ｕｔＪとラベルをつけられているが、これは、この信号が、トランクされた位置即ち深度の負を表わしているからである。同様にして、配線２７５の積分器２５２０入力における信号は、２８６において「ｖｅｌ、ｏｕｔＪとう×ルをつけられているが、これは、この信号が、変化する「−ｐｏｓ、ｏｕｔＪと関連付けられる速度を表わしているからである。これらの位置及及速度信号は、「深度」及び「変化」信号として低周波アナログ獲得モジュール１５３（第６図）に戻って結合される。速度信号におけるノイズ最小化は、特に厳密であり、従って通常は、ｐＶｅｌｏｕｔＪは、抽出の前に低帯域口波される。励起周波数において時間抽出された位相成分データを処理するためのコンピュータアルゴリズムは、アナログシステムにおける斯かるフィルタによって生じた予想可能な位相及び感傷変化に対する補正を含む。トレース２５４ａ及び２７５ａの近くの鎖部は、これらのトレースに対するゼロ基菰ポテンシャルを表わすのに対し、２５３ａのそばの破線は、２５３ａの勾配より見やすくするための固定電圧基準線である。実際、トレース２５３ａは常に負であシ、そのマダニチュードはトランクされた深度を表わしておシ、１つの超音波サイクルにわたる２５３における小数変化は、１パーセントの小数を越えることがない。トレース２５３ａは、この変化を示すために第１０図においては大幅に拡大されている。第１０図の左において、トレース２５４ａは、積分器２５０（）レース２５４ａ）に保持されたこの新しい負の値が抽出／保持出力に移動する時に、前のサイクルから保持され且つ状態Ｏの開始から状態７の開始へのトレース２７５ａとして抽出／保持増幅器２６７に保持された正の値であることに注意せよ。

この符号遷移は、２５３の積分器２の出力である２５３ａの勾配を逆転する。２５３の−Ｖｒｅｆにおけるこの小さな調節は、トレース２５４ａが−Ｖｒｅｆにランプし且つゼロの近辺に戻るのに必要な時間全変化する。

超音波撮動トランカを完成するのに必要な論理マシーンは、表１によって機能的に指定される。

第１図に従う状態マシーンの多くの回路実施、例えば、適当な相互接続全有するプログラマブル配列論理チップが存在する。

与えられた状態において、マシーンは、特定の出力を与えなければならず、与えられた状態への特定の入力の組合せの任意は、このマシーンの次の状態への遷移という結果になる。大抵の場合、１つの斯かる入力組合せだけがあるが、状態５の場合は、３つの入力染件の任意が状態６をもたらす。

表１及び第９図及び第１０図について説明すると、このシステムは、送信／受信（ＳＥＮＤ／Ｒと省略する）ライン１８７及、びランチ１８６からのトレース１８７ａが高状態になると状態７から状態Ｏに移動する。状態０において、抽出／保持増幅器２６７は、保持モードになり、積分器２５０に保持されていた最も最近の入力を保積する。プレセット１、ライン１８８及びランチ１８６からのトレース１８８ａにおける高状態は、状態１をトリガし、この状態では２５０における積分器１は、２５４及びトレース２５４ａにおけるゼロ出力にリセットされる。積分器２５０がランプできる状態にあると、プレセント１のゼロへの落下は状態２？もたらす。

送信／受信ライン１８７及びトレース１８７ａの低状態への落下は、状態３をもたらし、この状態では、２６５の高い電流イネーブル（Ｉ−ＥＮ）と２５７の高い電流方向（Ｉ−ＤＩＲ）の組合せが電流ソース２５８ヲ活性化して、トレース２５４ａに見られるように、積分器２５０への負に至るランプをおこす。ランプが−Ｖｒｅｆに交差し且つ比較器３　（ＣＭＰ３）に高い出力をおこすと、状態４は、開始し且つ電流方向信号（１−ＤＩＲ）がスイッチし、これによシランプ２４５ａの勾配が逆転する。（ランプの正及び負の勾配のマグニチュードは一致する必要がない）状態４は、２５４ａが−ｉｎｔ。

ｔｈｒａｓｈ、　ｆ交差する迄持続し、これによシ比較器は２６１（ＣＭＰＩ）において１全おこし、高出力？与え、状態５をもたらす。この状態からマシーンは２５４ａのランプを停止し且つ抽出のための値及び積分器２への入力を保持する状態になる。

インターフェース論理及びランチ’ａ−ｇ由してＣ’ＰＵ１５２からインターフェースされた信号ＩＴＲＡＣＫＪは、トラッカがゼロ交差を追従しているかあるいは「プレセント１」の正の遷移時間に「ＴＲＡＣＫＩは低状態であシ、「プレセット１」の高レベルは、状態６をもたらしこれによシランプを停止する。「プレセント１ｊが既に状態５に入る際に高状態である場合は、このマシーンは即座に状態６に至シ、ランプはｌ−１ｎｔ　、　ｔｈｒｅ　ｓｈ　、Ｊにおいて停止する。これは、よシ短い遅延に対するスルーレート状態である。「プレセット１」がマシーンが状態５に入った後しかもトレース２５４ａが正の「ｉｎｔ、ｔｈｒｅｓｈ、Ｊ　、ｆ交差する前に高状態に至る場合は、プレセット１の遷移時間は２５４ａに保持されたレイルを制御し、その結果、平衝「−ＶｒｅｆＪへの自己補正フィードバンクをもたらす。トレース２５４ａが、「プレセット１」が高状態に至る前に「ｉｎｔ、ｔｈｒｅｓｈ、Ｊに交差する場合は、この遷移は、比較器２及び巳０２を高状態に駆動するが、これは、この表において状態６への遷移の第３径路として表わされている。このランプは、正の「ｉｎｔ、ｔｈｒｅａｈ、Ｊ値を近似的に保持し、この時間遅延グループは、よシ長いインターバルにスルーしている。

初期化が一旦「プレセント１」でもって達成すると、制御ライン「ＴＲＡＣＫｌは一般的に、低状態に至シ、これによシ超音波比較器出力の正の遷移のトラッキング即ちトレース２７１ａ’ｉ開始する。ＴＭＣＫ＝１であるため、表１は、「ＵＬＴＲＡＣＩＡＰＪがＴＲＡＣＫ＝０状態における「プレセット１」と同一の制御機能を果たすことを示している。正及び負のスルー条件は、「ＵＬＴＲＡＣＭＰＪの正の遷移が２５４ａが「−１ｎｔ　、　ｔｈｒｅｓｈ、Ｊから「ｉｎｔ、ｔｈｒｅｓｈ、Ｊにランプしている時間窓の内側に落ち着く時に発生する安定なトラッキングでもって比較可能である。安定性及びノイズ排除のために、積分器２の積分時定数は比較的長くなっておシ、これによシ、この積分速度は、トラッキングルーズにおいて支配的な有効極上確立する。この極は、低周波振動分析系の上帯域限度、例えば約Ｉ　ＫＨｚの近辺にセントされ得る。その結果生じる２８６′７）ｒｖｅｌ、ｏｕｔＪの重要な周波数挙動に対するこの極の効果は、口波されたデータ入力から頁の位相及び振幅を推論するデジタル補償アルゴリズムに組み込まなければならない。この［ｉｎｔ、ｔｈｒｅｓｈ、Ｊ窓のマグニチュードは、小さく保持されるべきであシ、これにより、２５４ａの上方、ランプは、そのゼロ交差のプラス又はマイナス超音波サイクル以下の範囲において停止される。この厳密なスルレート限定によって、超音波レシーバ−に影響し得る電子干渉の短いバーストからの位相ロックの損失が防止される。スルーレートは、圧力の変動が動脈を延伸する時に小さな振動の及び脈動深度変化の直線的トラッキングに十分高いだけでよい。

超音波ゼロ交差のトラッキングが一旦確立されると、トランキングポイントは、配隙２２２の深度トラッカへの出力に対するマルチプレクサ２２０（第８図）によって選択された位相信号を９０°増分スイッチすることによシ、受信信号の位相において９０゜増分だけ前方あるいは後方にシフトすることができる。従って、２２２の信号の正に至るゼロ交差のトラッキングとして現われるものは、基準位相信号出力２１１の正又は負のゼロ交差あるいはピークのトラッキングとして現われ得る。

記述は、一般的に動脈の近位壁に関連する１つの超音波特徴の深度のトランキングのみを詳細に述べてきている。直径トラッカ２２６（第８図）は、深度トラッカ２２５と同様に機能するが、異なることは、トレース２５４ａに対応するシュアル勾配ランプが丈の下方移動を深度トラン力の状態５から状態６への遷移において開始することである。同様の回路を用いると、このランプは、第２積分器からの負の基準スレショルドを当て、旋回し、そしてマルチプレクサ出力２２１（第８図）の信号によって駆動される超音波比較器遷移によって停止される。この直径トラッカ初期化は、「プレセット２」の正の遷移に基づいておシ、且つ深度トラッカが安定化して、−貫した境界に近い基準を与える時に安定化する。この直径信号は、２つの可変事象間の時間作動、即ち２つの超音波比較器の遷移全トランクする。この直径信号は、直径変化信号の何倍も犬きくなシ得る共通モード深度信号の良い排除を与える。比較可能な深度及び直径トラッカ回路は、適当な超音波信号径路選択を用いて、異なった超音波径路に対応をさせることができることが明らかである。斯かる径路は、本発明の動脈トラッキングに関して上記に述べられた２つの外径超音波径路及び横超音波径路を含んでいる。

校正カフ機能動脈がつぶれないように通常は心拡圧よシ下の既矧の時間変化量によって試験中の動脈セグメントの壁（例えば頚動森４０の一部分〕を横切る圧力差動を減少せしめるために、血圧計カフ１１（第１図）全任意に用いる。カフ圧力変化は、動脈直径変化と圧力作動平衝が結果として得られるように、カフ領域への及びカフ領域からの軸方向血流をおこすのに十分遅くすべきである。カフ圧力は、あるパターン、例えば、カフ圧力変化と血圧変化との相関関係を最小化するように設計された正弦によって変化する。カフ圧力変化及び振動決定血圧変化は、等しくない数の完全なカフ及び心臓サイクル（例えば１０個の完全なカフサイクルと同時の１５個の完全な心臓サイクル）にわたって相関づけることができる。この等しくないリズムは、カフリズムと心臓リズムの全ての高調波との好ましくない相関を最小化する。この相関勾配の単一性からの逸脱は、振動決定圧力変化のエラーを示し、校正補正に導く。

全器官態様の説明本発明の１つの形は、例えば、全器官の機械的特徴及び流体充填器官、例えば、膀胱、あるいは浮腫器官における内圧を測定するのに適している。第１１ａ図及び第１１ｂ図は、ドライバ／センテアセンダ！７６００が、周囲に六角伏に配列された６個のドライバアセンブリ６０１乃至６０６を有し且つ中間に１つの超音波アセンブリ６０７ヲ有する丸いディスクであること金示している。

これら６個の整合されたドライバアセンブリは、それぞれ、第２図及び第４図のハウジング６０及び中心運動エレメント６１のアセンブリに類似している。第４図を伴う説明は、これらのドライバアセンブリにも適用される。６個のアセンブリの全ては、並列に電気的に配線されておシ、それらが固定されているディスク６０８に対して平行な振動力を発生する。ドライバ／センサアセンブリ６０１は、その配向及び第４図の断面への関係を明らかにするために、第１１ｂ図において簡単な断面図に示されている。超音波アセンブリ６０７（よシ大きなアセンブリにおける配向を明らかにするために第１ｉＮ）図に簡単な断面図でもって断面図は、第４１図によシ詳細に現われている。コンピュータ／コントローラへの相互接続は、ケーブル６０９（第１１ａ図、第１１ｂ図）によ２て与えられている。第１１ｂ図は、下層の器官の上部境界を示す輪郭６１１ヲもって、組織６１０の表面に置かれているアセンブリ６００を示す。

動作において、アセンブリ６００は、第１図、萬２図及び第３図のアセンブリ１に対応する三次元測定である。アセンブリ６００は、その振動速度及び下層の組織にかけられる全振動力を検知することができる。力測定は、中心トランスジューサセグメントにわたってのみ適用された力を測定するアセンブリ１とは異なる。音響レンズがない６００のこの単一超音波アセンブリは、おおよそ柱状のビームを発生するが、その唯一の有意の深度による発散は、アパーチェア回折から生じる。このビームは、二軸ステアリングを有しており、このステアリングは、時間にわたシ超音波エコーソースに固定し且つトランクするようにサーボ制御される。

この全器官態様の目的は、下層に存在する器官に振動を誘起することであり、次にある範囲の周波数にわたって、表面機械インピーダンス及び表面ドライバ速度から種々の内部器官表面の速度までの伝達比を測定することである。応答の範囲は、以下に述べるように、シミュレーションアルゴリズムを用いて分析される。

このシミュレーションの結果は、その係数が応答が観察された応答に一致するように調節される、振動系の数学的モデルへなる。この調節されたモデル係数は、密度、粘度及び剪断弾性率、及び多分、これらのパラメータが粘弾クリープによって影４をされ得るため、粘度及び剪断弾性率の周波数依存性を含む、器官組織の振動パラメータを示している。これらのパラメータは、通常のあるいは異常な組織状態、例えば、肝硬変あるいは膀胱腎臓病に関連した変化と関連付けることができる。

本発明の全器官態様の別の使用は、器官中の内圧、即ちその圧力が、自由液体又は半液体の内容物、例えば、膀胱又は眼球における内容物に帰するのかあるいはＰｌ胞又は細胞間の隙間における異常な流体保持に帰するのかを決定することである。液圧作動に関連した弾性、即ち、薄い器官壁を急激に横切るかあるいは浮腫器官の中心から表面に徐々に変化する弾性は、弾性率に関するよりも異なった級数の振動モード共鳴周波数を与える。この差は、全身動脈圧態様における動脈壁硬化から血圧を区別する円筒状に関連して上記で論じられた。類似の相違が他の器官形状に対して存在する。ここで教示された測定値及び分析は、重く過制動された状況においてさえも、液圧関連弾性と弾性率関連弾性とを区別する手段を与えている。はぼ球状の器官における圧力誘導復原インピーダンスは、半径と圧力との積と共に変化し一方円筒秋器官又は血管における単位長さ当りの彷原インピーダンスは、半径に関係なく圧力と共にのみ変化することに注意せよ。

液圧効果が振動測定間の時間にわたって数時間にわたっであるいは数日間にわたってゆっくり変化する場合でも、、との変化は、圧力基線データを提供し、これにより器官機械インピーダンスを決定するために、強力なネットワークアルビリズムへの道を開く。この三次元ネットワークアルゴリズムは、主に、単位長さ当りの代表的力に対抗する、全表面ドライバ振動力に依存する点において二次元断面ネットワークアルゴリズムと異なる。この相違は、この全器官態様対全身動脈圧力態様の力測定方法における相違点が原因である。

我々はここで、制御可能な超音波アセンブリ６０７を、第１２ａ図の上から見て且つ第１２ｃ図の側部から見て検討する。第１２ａ図の斜視図の２つの可能な磁界・ξターンは、第１２’ｂ図において横に並べられて啓示されている。第１２ａ図において、我々は、ジンバル付きの中心アセンブリの回りにトロイド状磁界発生器を見る。この磁界発生器は、それぞれがカーブした巻線セグメント６２５乃至６２８によってだいたいに覆われている４つのカーブした磁気コアーエレメント６２１乃至６２４からなっている。各ファーエレメントは、トロイドの９０ °セグメントであり、これらの巻きエレメントは、当接して、これにより完全なトロイド状コアーを形成している。対抗する巻線は、対として電気的に接合されている。斯くして、巻線６２６及び６２８は、第１２ｂ図の左に示されているように、上の右側から下の左側に勾配している、トロイド中心を横切る磁界を与えるように配線されている。

同様にして、巻線６２５及び６２７は、第１２ｂ図の右に示すように１上の左から下の右に至る磁界を形成するように配線されている。

電流が逆転すると、磁界の方向が変化する。飽和、電力及び帯域幅の限度内では、このトロイド状中心を横切る磁界強度及び方向は、この２つの巻線対を流れる電流を制御することにより連続的に制御することができる。

ジンバル付き中心アセンブリの上層６３０は、軸方向に柩を付けられたディスク型永久磁石である。′このトロイド状巻きコアーからの磁界は、この磁石にねじりモーメントを発生し、これにより、磁石の軸を交差面磁界に合わせる傾向を有する。このジルバルは、左方及び右方のトロイド秋コアーから内方に延伸している宝石針６３１及び６３２（第１２ａ図及び第１２ｃ図）、針６３１及び６３２のためのベアリングカップと共に１上から（第１２ａ図）及び断面図で（ａＲ１２ｃ図）示されているリング６３３、上及び下のリング６３３から内方に延伸している針６３４及び６３５（第１２ａ図のみ）、及び磁石６３０における針６３４及び６３５のためのベアリングカップからなっている。このジンバルにより磁石は、駆動磁界に応答して傾くことができる。５つの薄いＵ字型バネワイヤカミこの磁石を軸アライメントに回復し、従って、平衡偏向角は、かけられた磁界の強度及び温度の関数となり、これは、永久磁石の磁気モーメントに影響する。これら５つの配線のうち、配線６３６が第１２ｃ図に示されている。これら５つの配線は、そのＵ字型の開口が想像上の正五角形の頂点の半径方向の外側を向くように配列されている。各配線は、頂部アセンブリカバー６４０に且つ磁石６３０に固定されている。これらのバネ配線は、圧電超音波ディスク６４１の４つの９０°金属化部分のための４つの信号リードに共通接地リードをたしたものを提供している。

これらの金属化部分は、それらが第１２ａ図の中心断面図において露出されているように６４２乃至６４５の数字をつけられている。

これらの金属化部分は、超音波トランスジューサ６４１の頂部に、即ちこのディスクが磁石６３０に固定されている所に置かれている。共通設置金属化部分は、ディスク６４１の全体の下面を覆っており、この面は、石英音響インターフェース層６５０に結合されている。このインターフェースは、アクリルプラスチインク音響インターフェース層６５１に結合されており、この層６５１の下面は、ジンバル付きアセンブリを包む流体に接触している。この流体は、その上面がカバー６４０でありその下面がカバー６５２であるエンビロープの中に含まれている。カバー６５２は、ディスク６０８（第１１ａ図及び第１１ｂ図）の下面の中心を形成しており、患者に接触する。このカバーの超音波インピーダンスは、超音波反射を最小化するために、超音波伝達流体の且つ人体の組織の超音波インピーダンスに近くなっている。

この超音波アセンブリは、デジタル制御を用いて照準が行なわれる。アルゴリズムが磁気駆動磁界電流を制御して、所望の照準運動を生成し、磁気トルク、復原トルク、慣性及び液減衰力を考慮に入れる。ここで述べたような照準機構は、磁石の角度位置が計算されるがしかし実際には測定されない程度に解ループで作動する。このデバイスの絶対角度得度は、厳密ではない。角度補正フィードバックは、所望の超音波目的が、本出願の前の方で述べたような回路を用いて、コンピュータ識別及び追跡される時に行なわれる。

超音波エコーソースを中心付けるアライメントのための角度エラー信号は、この超音波ディスクの４つのセクタにおけるエコー人力の位相差動から発生される。

このエコーソースに近いセクタは、このエコーソースから更に遠いセクタと比較して、位相導入エコ一応答を与える。このディスクは、追跡された信号の４つの位相が一致すると整合される。

超音波位相エラー信号を検出する回路は、次のように概説される。同一の超音波駆動パルス電圧がディスク６４１の全て４つのセクタに適用される。帰還エコー信号は、ソリントステートスイッチのセツティングに応じて、左対右セクタあるいは上対下セクタに分かれて、２つの別々のチャンネルに受けられる。

この分割は、交互のパルスにおいて左右及び上下に交互する。

これら２つの増重されたチャンネル出力は、合成されて共通のモードチャンネルになり、これは、全身動脈圧力態様の超音波チャンネルの任意のように処理され、ゼロ交差のトラッキングを可能（でする。これらの左右及び上下差動信号は、別々に処理されて且つ平均超音波信号の追跡された超音波ゼロ交差が検出される時に抽出される。抽出の時点では、追跡された超音波信号は、急激に変化し、従って、超音波ディスクの左対右あるいは上対下領域の雀かな位相相違が有意な信号相違をもたらし、この相違は抽出される。これらのサンプルは、超音波信号の強度に位相差動をかけたものにおおよそ比例する。これらのサンプルは、口波され、より狭い帯域信号を与え、この信号は、抽出すれ且つコンピュータによってデジタル化され、超音波ディスクの照準をサーボコントロールしてまっすぐにする。斯くして、超音波特性へのゼロ交差位相ロックが確立されるとすぐにアライメントロックが確立され得る。

この超音波システムは、そのアクセス可能角度セクタ及び指定された深度範囲を走査することができ、これにより強いエコ一応答の近似の三次元位置を記録することができる。振動応答も銘記される。応答の配列は、恐らく、コンピュータと同じように人間のオペレータによっても検討され、所望の振動追跡目的を表わすエコーが識別される。これらの目的は、この後再度配置され且つドライバ周波数が変化する間に追跡される。各目標に対する振動データは、目標速度及びドライバからなり、各々は、ドライバ速度に対する相対的なＯｏ及び９０°位相成分に分解される。これらのパラメータは、ドライバ速度振易に対する比として表現されるのが普通である。このデータは、周波数の配列にわたって集められる。

全器官態様に対する力及び速度測定は、全身動脈圧力態様とは異なる。ドライバの一部分からの力よりもむしろ全ドライバカに測定されるべきでちるため、別々の力及び加速度トランスジューサを用いることなしに、電磁振動ドライバの電気応答から推定することが可能である。速度も同様にして推定できる。

この推定は、エレメントの運動に応答して発達したドライバコイルの電圧に基づいている。ドライバ反作用質量エレメントが・・ウジング及びドライバプレートに対して相対的に運動すると、これらのコイルにリンクする磁気フラツクスが変化する。６個のドライバエレメントに類似の固定された硬質基準エレメントは、二次コイル電流を用いて、６個のドライバエレメントにおける平均軸方向運動によって誘起される同一の時速変化を引き起す。６個のドライバを横断する電圧に対して基準エレメント主電圧を平行させるのに必要な二次電流は、変位応答の度合いである。この度合は、速度及び力応答を決定するのに用いられる。

この変位応答測定の実施は、第１３図の回路図に詳細に示されている。ｌ”ＣＰＵＪ　（コンピュータ）のうはルをつけられた相互接続口６６０から、多重配線バス６６１は、制御信号及びデータをデジタル関数発生器６６２に運び、発生器６６２は、１つ又はそれ以上の波形期間を記憶し且つそれらを配線６６３及び、「Ｆ」（力）のラベルをつけられた相互接続口７００に周期的に再生する。配線６６３は、電流増振器６６６及び６６７を結合している。増幅器６６６の出力は、増幅器６６７の電流出力の６倍であり、６個の並列接続電磁ドライバ６０１乃至６０６を駆動して共に結合するように且つ配＠６６８によって増幅器６６６に結合するように駆動する。

ドライバ巻線の両端は、配線６６９に接続しており、配線６６９は６７０において設置している。増幅器６６７の下側電流は、配線６７５を経由して基準電磁ドライバ６７６に結合している。この基準ドライバは、ハウジング及び中心運動エレメントが固定された相対位置に固定されることを除いて他の６つのドライバと整合している。他の６つのドライバにおけるＯリングによって占められるスに一部は、基準ドライバにおける二次巻線によって占められている。基準ドライバプレートと６・固の並列ドライバを横切る電圧の差は、配線６６８と６７５の電圧差である。配線６６８は、高利得交流差動増幅器６７７の「＋」入力に接続しており、配線６７５は、同−増幅器の「−」入力に接硬している。この増幅器は、オシレータ周波数におけるオはレーションが実質的に影響されないようにして直流入力オフセットを無効にする高帯域入力フィルタ及びフィードバックを含んでいる。この大幅に増幅された交流差信号は、６７７から出力配線６７８を経由して電流増幅器６７９の入力に結合されている。その結果生じる電流出力は、配線６８０を経由して基準ドライバ６７６における二次コイルに結合される。６７６における一次巻線及び二次巻線の両方は、それらの両端を接地配線６８１に接続せしめており、この配線６８１は、６８２において接地されている。

基準ドライバにおける二次巻線を通るフィードパンクループの関数は、・・ウジング及び中心ワンシャに対する相対的な、６個の並列ドライバにおける磁気エレメント及びコイルエレメントの位置の平均振動変化を決定することにある。位置変化は、磁束を発散せしめ、これにより磁束の変化比に比例する二次巻線電圧を誘起する。基準二次巻線を通るフィードバックループは、基準ドライバにおける交流磁束不均衝ドライバが６個の整合されたドライ、ｅにおける運動誘起磁束不均衡の平均とほぼ正確に一致するような二次電流を与える。−次電圧平衡を達成するのに必要な二次電流は、６個の運動ドライバエレメントの平均相対的位置変化の正確な度合である。基準ドライバと６個の運動ドライノｚの平均の相に達成された厳密な磁束ヱ合によって、整合された磁気非亘線性及び峯合された過電流が生じ、従って、これらの人為結果は、配線６７８に生じたフィードバック信号において歳小化される。

振動位置変化を表わす配ハロ７８の電圧は、「ＢＰＦ、ｓｊ　（時間微分と結び付いた帯域フィルタであって後者はオにレータ「、Ｓ」で示される）のラベルをつけられたフィルタ６８５の入力に結合される。配線６８６のフィルタ６８５からの出力信号は、Ｉｖｌ（速度）のラベルをつけられた相互接続口６８７に結合されている。

この信号は、ドライバハウジング及び中心エレメントの相対的平均速度を表わしている。この信号は、全身動脈圧態様と同じようにして、抽出され、デジタル化され且つシステムコンピュータによって周波数分析される。コンピュータがアナログデータを解釈すると、速度及び方決定式は、６個のドライバの既知の反作用質量及びドライバにおける指示Ｏリングの復原特徴を考慮に入れる。６個のドライバエレメントにおける永久磁石の温度感度に基づく温度補正因子をも存在する。基準エレメントの温度は比較的重要でない。プレート６０８の温度センサは、デジタル化され且つコンピュータに供給される信号を与える。速度及び力を決定するためのアルゴリズムにおける係数は、校正手順によって調節され、この手順においては、ドライバプレートは既知の機械的インピーダンス及び種々の周波数において測定された電気応答のロードに対して置かれている。

眼圧態様の説明本発明の別の形は、振動応答を誘起し、測定し且つ分析し且つ眼球直径を測定することにより眼圧を測定する。このシステムは、眼の振動運動を測定するために患者からの視覚フィードバンクを含んでいる。この計算システムは、データを解釈するタメニシミュレーションアルゴリズムを用いる。ネットワークアルゴリズムもシミュレーション結果を改善し且つ検査するための特定の染件の下では適用することができる。データのサブセットは、良好な確度でもって圧力を決定するのに十分であるが、ここで教示されている全ての測定値の合成は、より精度の高い圧力を決定する。

振動励起及び表面速度及び力倹知機能は、単一ト９ライバエレメントにおいて合成される。振動言号復号電子回路は、第１４図の所で述べたように、全器官態様と非常に類似している。第１４図の単一磁気ドライバ８００は、６個の並列配線ドライバ６０１乃至６０６（ｇｌＢ図）の機能を置き換える。この基準ト９ライバは、運動ドライバに電気的に整合されているが、全器官態様の基準ドライバの場合と同じようにして、振動運動に対して固定されている。これらのドライバは、全身動脈圧力及び全器官態様において用いられるドライバより小さいのが普通であるが、その他は設計において類似している。実際のドライバ及び基準ドライバへの駆動電流は整合される。ドライバ８００の運動ハウジング８０１は、下の瞼８０２に直接接触し、これにより８０５において全体的に示されているように、瞼を通して眼に撮動を誘起する。比較的重い中心巻線及び磁石構造が硬質の支持ポスト８０４に結合されている。このポストは、頚と眼の軌道を安定位置に静止させるための調節可能支持講造体に固定されている。

頭が固定されると、ポスト８０４が手で延ばされ、ハウジング。

８０１を開かれた目艮の上瞼にやさしく接触するようにもっていく。

ポスト８０４は次に測定の所定の位置に固定される。眼における速度及び力応答は、第１３図の回路に類似の回路を用いて、ドライバ８００におけるコイルの電気的応答から引き出される。１つの相違は、デジタル的に制御されたオシレータ、ぷ動信号の振幅は、周波数と同じようにしてコンピュータ制御されるということである。

眼圧の最初の推定値が、機械ドライバ応答のみを用いて引き出すことができる。

眼球の最低共鳴周波数（３０Ｈｚが典型的）よりかなり下の振動周波数において、測定された機械的インピーダンスは、主に眼球の有効運動質量を反映しており、この眼球は、付加的な運動質量、速度減衰係数及び復原係数に特徴付けられる柔らかい半固体に一部包囲された硬質の球として実質的に運動している。カンプリングは、下の瞼を通して行なわれ、この下の瞼は主に低周波数におけるバネのように挙動する。有効瞼バネ定数をより良ぐ特蛍付けるために、振動測定は、眼球が比較的硬い体として挙動するように選択された限の共鳴の間の高い周波数において行なわれる。これらの測定が完了すると、ドライバは低周波眼共鳴の近辺における振動インピーダンス応答を探査する。このデータの解釈は、眼球直径に依存し、一部周囲の組織質量の効果（頭からの眼球の突出に従って変化する）に依存し且つ殆んど変化せず推定できる平均組織密度に依存する。共鳴からかなり下の測定値は、眼球を一部包囲している組織の有効振動質量を推定するのに助けになる。

この機械的振動データの解釈は、眼の直径の測定によって改善される。強膜８０８（眼の白い部分）の曲率は、強膜からの２つの光線の反射を観察することによって測定される。光８１０及び８１１は、表示スクリーンの両側に対してシ１ぼ垂直に配向されている、狭いカーブした照明のラインソースとして現われている。（これらの光は、通常は、強膜反射を患者に見えるようにするために、眼球と表示中心の軸から４５似上離間されていなければならない。）これらの光の曲率は、強膜からの角膜８０６の左方及び右方への反射を近似的に真っすぐな垂直棒として見えるようにするように選択される。強膜からの他の反射を最小化するために、試核は黒い壁のブースの中で行なわれる。これら２つの光の間の明るい表示スクリーン８１２の後ろには一時的に鏡が置かれる。例えば、発光ダイオード及びファイバーオフテイクスを用いて、垂直カーソル８１３及び８１４を反射鏡面のすぐ前に発生させる。異なったファイバーオプティックエレメントの発光ダイオードをスイッチングすると、可視カーソル位置て、２つ、のカーソルに強膜からの光反射が一致するのを見るまで、患者カ；調節ノブを制御することにより調節される。カーソル位置が１このように合うと、眼球の寸法を示すことになる。この寸法測定は、振動インピーダンス測定の解釈を改善し、これにより改遺された圧力推定値を生じる。

蔓に振動応答データを得るには、スクリーン８１２の後部の鏡面を黒い面で置き換える。光８１Ｏ及び８１１は、オフに切り換えられ、同じようにして、カーソルライン８１３及び８１４を照明するダイオードもオフに切り換えられる。この表示はこの時点では、ストロボされた水平線８２０、ライン８２０の中心の上及び下の同期的にストロボされたドツト８２１及び８２２、及びライン８２０の中間における独立にストロボされたドツト８２３からなっている。−一りストロボ強度は、フランシュチューブが、発光ダイオードのかわりにこの機能のために通常用いられるようにするために１かなり高くなければならない。ライン８２０は、２つの交互する色、例えば赤と青緑にストロボされる。これらのストロボフラッシュは、例えば、１８０°の相対的位相角度でもって分離された赤と青緑のストロボ時間でもって、振動駆動信号と同期する。眼球が振動すると、角膜が傾むき且つストロボ表示のイメージを網膜上で上下させる。患者が赤くストロボされたラインが青緑にストロボされたラインと収束して見かけ上白いラインを形成するのを観察すると、これは、網膜上の移動ラインイメージが、ストロボフラッシュのこれらの時間において、同一位置を交差し、反対方向に移動していることを示している。赤いフラッシュ（及び従って対向する位相の赤緑フラッシュの）位相は、コンピュータによって、計算された力に対して相対的な特定のタイミング角度にセントされ、これにより問題の眼の振動モードを効果的に駆動する。患者は、赤いストロボラインと青緑のストロボラインを収束させるために、ドライバ周波数を（コンピュータによって）制御するノブを調節する。

収束は、角膜とレンズの撮動変位のゼロ交差がコンピュータ制御ストローボタイミング位相と同位相にあることを示す。ストロボ位相角度を計算された振動力に対して相対的に反復的にリセットし且つ患者に周波数を調節させてこれらのラインを再収束サセることにより、コンピュータは、眼の振動位相応答の値を周波数の関数として決定する。

ト９ット・８２１は、ライン８２０の青緑フラッシュと共に青緑にフラッシュし、一方ドノド８２２は、ライン８２０の赤いフラッシュと共に赤（フランシュする。ト９ント８２１及び８２２の見かけ上の視覚部は８、ライン８２００色が収束される時は振動運動によって摂動されない。角膜及びレンズの角度応答感慨を測定するには、ト°ット８２３は、ライン１２０及び単一色のドツト８２１及び８２２のそれぞれの青緑及び赤のフラッシュから９０ｖ、相のずれた赤と青緑に交互にストロボする。この位相調節が中心ラインを収束すると、ドツト８２３０２つのカラーイメージは、最大の振動誘起角度分離を持つようになる。ユーザは、振動ドライバ振幅を調節して、これにより知覚されたドツト分雛を調節して、ドツト８２３の赤いフラッシュをドソ）　８２１の青緑フラッシュに収束させ且つドツト８２３の青緑フラッシュをト９ット８２２の赤フラッシュに収束せしめて、これにより２つの白いドツトを形成する。

眼の角度イメージ応答が、角嘆面８０６の角度偏向に依存し且つ角膜の公知の屈折率（又はコンピュータ入力として与えられなければならない、角膜に静止しているコンタクトレンズの種類の）屈折率に依存する程度に、この振偏調節段階は、角膜の基準角度傾斜応答振偏を達成するのに必要な励起をコンピュータに教える。この振偏応答尺度式は、観察された角度応答へのしンズ摂動運動の典型的な効果のために調節される。眼の半径曲率が４見られているため、これらの角度応答感度測定這は、眼の上の他の場所の変位振幅応答に変換され得る。その結果得られるデータは、超音波データが全器官態様におけるコンピュータに教えるものと同じもの、即ち、幾つかの周波数における表面測定力及び速度と関連する器官振動速度の振幅及び位相をコンピュータに教える。（上記のように、全器官態様の小型の形は、視覚定位のかわりに超音波を用いて眼圧を決定することができる。）最終的な改善は、このネットワークアルゴリズムの眼圧決定への適用を可能にする。この改善の適用可能性は、限における脈動圧力変化振幅、患者の視覚鋭敏度、及び安全であると決定される最大眼嘔動振幅の台底に依在する。眼圧はある程度血圧と共に脈動するため、ライン８２０の収束は安定でない。患者は、赤いラインが他の時間において青緑ラインの上を移動している状態で、ラインの収束が眼圧波形のあるピークにおいて達成されるまで、周波数を調節することをめられる。患者は次に、他の時間において赤いラインが青緑ラインの下を移動している状態で、圧力波形の反対の最端部における収束のために周波数を調節することをめられる。定位相におけるこの周波数分離は、他の測定値の結果が与えられているため、定周波における位相分離に簡単に変換される。最後に、患者は、ライン８２０の収束における圧力誘起変化から観察されたピーク分離を一致させるために、（例えば、ストロボオプテイクスの機械的調節によって）ドント８２１及び８２２の角度分離を調節することをめられる。この調節されたス硬−シングは、測定されデジタル的にインターフェースされると、脈動応答変化測定値の振幅をコンピュータに教える。これにより、ネットワークアルゴリズムを適用するのに必要なデータ収集が完了し、従って更に圧力決定を改善する。

この態様において許容される振動振幅及びエネルギレベルは、特に網模分離の危険を避けるために、安全上の理由により制限されなければならない。この理由により、小さな振動観測に対して視覚観敏度を最大化するために１この視覚表示スクリーンは小さな視覚角度を形成しており、且つ照明は非常に明るくなっている。この振動ドライバシステムは、視覚観察を利用せずに、近似の応答振幅及び精密な適用振動・ξワーレイルを検知することができふ。このシステムは、最大励起レイルをモニタ及び限定するように設計されており且つ危険な振動エネルギレイルを送ることが電気的にできないように設計されている。

上記のストロボスコープ表示＋ｆｃ対する時間変化表示型の代替、例えば、ドライメ周波数における水平正弦ビーム偏向を有するオシロスコープがある。角膜の上又は下のト°ライバによる作用に対する眼球の振動応答により知覚スポットの垂直変更が引き起こされ、その結果、このスポット変更周波数が眼の励起周波数と一致する場合に知覚りサージュ楕円あるいは円が得られる。

垂直及び水平対称軸を有する円又は楕円の様相は、スポット変更と眼の振動応答との＋又は−９０°位相角度を示し、一方勾配ラインセグメントの様相は、０° 又は１８０°の位相角度を示す。

振動ドライバ励起に周期化された可変表示の多くの設計は、眼の振動応答を示す知覚色及び幾何パターンを生成することができる。

肺動脈圧態嘩の説明本発明の別の形は、右肺動脈、即ち動脈が食道に対して直角に且つほぼ水平に交差している場所の近辺の血圧を測定するのに適合されている。第１５図の振動ドライバ／センサアセンブリ９００は、第１５図１で示すように、呑み込まれて、肺動脈セグメント９０１に対向する食道の途中まで下げられる。食道壁は、破線９２８でもって示されている。このアセンブリは、フレキシブルケーブル９０２によって回転し且つ垂直に調節される。

開いて示されているこのアセンブリは、全身動脈圧態様と結び付いて述べられている、第２図及び第３図のアセンブリ６２及び６５と構造、相対的位置及び機能の上で非常（で類似している、一対の焦点をぼかされた超音波トランスジューサア七ンプリ９０３及び９０４を含んでいる。アセンブリ９００を手でもって軸方向に位置決めすることにより、オペレータは、第１図のトレース１３及び１４の場合と同じようにして、２つの動脈壁の深度のエコートレースをオシロスコープ上で一致させる。回転アライメントによって、動脈壁目的からの最大エコー信号強度が達成される。これは、オペレータが全身動脈圧態様のアセンブリ１を調節して、デジタル信号強度測定値を用いて、下層の動脈と整合せしめるのと同じ方法でもって達成される。

振動励起は、カーブした端部キャンプ９０５及び９０６が軸方向に振動すると、アセンブリ９００の長さ変化を通して発生される。

円筒状ハウジング９０７は、端部キャンプの相対的運動を行うために延伸する。

このハウジングは、しなやかなポリマ（例えばシリコンゴム）と直径変化を最小化するが曲り及び長さ変化には最小的にしか影響しない周囲フィラメント（例えばファイバグラス）との複合宿造体である。ケーブル９０２は、カーブしているセグメント９０８の中に入り、キャップ９０５を通してハウジング９０７の中に通過し、これにより外部ケーブル９０２とキャップ９ｏ５トの振動デツカツブリングを行なう。ケーブル９０２　（！ニー？ヤソプ９０５　、！：の円形ギャップをブリッナしているフレキシブル膜９０９は、９０５にカーブしており、これにより軸方向キャンプ運動と共に転がり振動デツカンプリングを行なう。端部キャンプ間のスラストは、端部プラグに終成している硬質チューブ９１０によって支持されており、この端部プラグからは薄い短いフレキシブルロンドセグメント９１１及び９１２が出ており、このロントセグメントの比立は、実際の軸方向負荷の下では低い軸方向コンプライアンスと座屈を有していない高い曲げコンプライアンスを与える。軸方向駆動は、ハウジング９１３及び９１５からなる２つの磁気ドライバアセンブリによって与えられ、これらのハウジングは、ペデスタル９１４及び９１６に終成しているそれらの中心磁石／巻線アセンブリに対して相対的に軸方向に運動する。

ロンドセグメント９１１及び９１２は、Ｋデスタル９１４及び９１６ニ終成しており、スラストをペデスタルからチューブ９２２に転送し、一方ハウジング及び端部キャンプの限定された曲げを行う。

これらのドライバハウジング及びペデスタルは、眼圧態様に関して述べたように、第１４図のハウジング８０１及びペデスタル８０４に類似している。端部キャンプの相対的振動運動の検出は、全器官及び眼圧態様において用いられた回路と類似の回路を用いて、ドライバ電気応答の分析により行なわれる。

端部セグメント運動により、ハウジング直径を有意に摂動することなくハウジング９０７の中の気体（例えば仝気）が圧縮及び減圧され、従って、振動励起は、固定された直径の閉じられたキャビネットの両端にトウイントライバに有する音響サスＲンションラウドスピーカに類似したものになる。正味の容積変化振動駆動が望ましいが、これは、この運動が、定容積振動モードよりも除々に且つ平滑に空間にわたって減衰する振動フィールドを誘起するからである。ハウジング９０７のフープ剛性によって、半径変化が端部運動によって起こされた容積変化を相殺しないように防止され、一方、高い曲げ柔軟性（角度限度内）によってハウジング合成がハウジングを曲げる組織振動に有意に作用しないように防止される。

第１５図の右において、比較的固く重いを柱がアセンブリ９００のすぐ反対に存在すると、運動している端部キャンプ９０５及び９０６からの組織変位は、通常作用をおこし、アセンブリに有意な横並進振動及び曲げ振動を生じる。加速度セン？９１７．９１８及び９１９は、アセンブリ９００のそれぞれ頂部、中心部及び低部の近くの左右横振動を検出し、このようにして動脈９０１の軸に対して実質的に垂直な面における並進運動及び曲げ運動を定量化する。超音波検出された動脈運動は、測定されていない振動成分からは最小限にしか影響を受けない。

更に多くのデータを得るために、液圧センサ９２０を、動脈９０１に最も近いアセンブリ表面の加速度センサ９１８に隣接して配置する。このセンサは、動脈に隣接したセンサアセンブリ表面にかけられた圧力を検出し、ドライバの振動周波数帯域にわたって直流に応答する。従って、とのセンサは、動脈９０１が各々の心臓の鼓動と共に拡大するとこの低周波数圧力を感することができ、且つ動脈の直径変化に関連した変化組織応力の効果を感することができる。このようにして、動脈自体の低周波脈動は、動脈及びその近位の周囲環境の特性を示す振動励起として試１験される。

ケーブル９０８はチューブ９１０の中に入っている。この超音波同軸ケーブルは、チューブ９１０を経由してアセンブリ９２１に至っており、このアセンブ’Ｊ　９２１は、第２図及び８３図のアセンブリ５６におけるトランジスタスイッチと類似の広帯域増振器トランジスタスイッチを含んでおり、これにより、三軸超音波分解能が達成される。ケーブル９０８（ケーブル９０２から延びている）から出ているフレキシブル配線プレー）”９２４は、チュー、’９１０から出ており、加速度トランスジュー？９１９への且つからのパワー及び信号を結合する。

同様にして、これもケーブル９０８から出ているブレード９２６は、チューブ９１０から出て、アセンブリ９１８への且つ空のノξワー及び信号を結合しており、同様にグレー）’　９２７及びアセンブリ９２０もそのようになっている。

類似のブレード９２５はケーブル９０８から直接出ており、加速度トランスジューサ９１７に結合している。

このシステムは、周波数基線及び圧力基線変化を含む動脈に関する実・”質的なデータを集める。肺動脈において観察された圧力と直径応答との遅れ（見かけ上は動脈壁における粘弾クリープ応答によって生じる）の故に、有用な角度でもってネットワークアルゴリズムの解明を行うために等しい半径において且つ十分な圧力会話でもって振動が時々測定可能となっている。ネットワーク解の前（で、三次元振動フィールド問題を、この全身動脈圧力態様に結び付いて教示されたネットワーク技術に従う同等の二次元間ＵＫ変換するためにシミュレーションアルゴリズム技術が適用される。

このシミュレーションアルゴリズムの適用は、この系を単純な振動形状に作用するものとして表わすことを含む。ある距離において、端部キャップ９０５及び９０６からの振動フィールドは、最も単純な容積変化モート°において振動する２つの球のフィールドに非常に類似しているように見える。このダイアダラムにおけるアセンズ’Ｊ　９００の右側のを住は、部分的Ｓ動鏡のように作用し、これにより操動球の第２イメージ対の効果を形成する。

アセンブリ９００からのこれらのイメージ球のフィールド強度、位相及び見かけ距離（すぐ右にあると仮定される）は、加速度センサ９１８，９１９及び９２０の並進運動から推定される。その結果得られる有効四源フィールドは、モード３及びその上のモードの最小励起でもって、肺動脈に平滑にデータξするモード１及びモード２励起を誘起する。動脈９０１の右に対するそれらの予期された距離に対する相対的な端部キャンプ９０５及び９０６間の正しいスに一シングの設計は、平均モード３励起を最小化するのに役立つ。動脈に沿って軸方向に圧力及び応力変化が存在するため、軸方向振動流が存在し、その結果、超音波面に正味の断面積の変化が生じる。これは、超音波面におけるモート加振動励起と１して現われる。このモード１及びモード２振動は、これらのモードの軸方向変化比に関連する軸方向運動を無視することができる程動脈に沿った軸方向距離に対して十分にゆっくり変化する。従って、モード１及びモード２励起は、動脈長さ部分に沿った任意の点において、単純な二次元モードとして局部的に処理される。この三軸超音波システムは、対称性の仮定無しに（モード１及びモード３励起の場合は当てはまらない）超音波面においてモート電からモード０をはっきりと解明するのに十分なデータを与えるが、これは、モード０運動が、完全に、１つの’７ｚＳ及び１つの位相によって表わされるからである）可能な異なった軸励起の故に、それぞれが２つの”Ｈ％及び２つの位相を示すことができるモード１、モード２及びモード３とは異なる）。

この４一つの振動球のＩＯ起スフイールド、動脈長さ部分に沿った任意の点において、軸方向並進、横並進（モーｒ１として観察される）、断！における横二次元剪断（モード２として観察される）３、及び軸方向速度勾配が伴う、断面におけるモード０運動に関連する剪断成分に計算的に分解することができる。これらの振動成分のうち、モード２励起に関連する横剪断成分は、圧力に感じる振動エネルギ流の大部分が原因である。この成分に焦点を当てると、定直径における圧力帰線データを用いて、ネットワークアルゴリズム解が得られる。この四源振動フィールドモデルからモード２励起における軸方向振動が推定され且つ有効励起長さが次のように計算される。軸方向位置の関数としてのモード２励起振幅が、超音波面に対して計算された振幅によって除算される。この振嘔比は、二乗され（エネルギ比を与え）且つ肺動脈の長さにわたる距離について、積分される。その結果得られる積分は、有効励起長さとなる。ネットワークアルゴリズム解の場合、ドライバカ及び速度は、端部キャンプの軸方向力及び相対的軸方向速度として解釈され得る。この超音波測定振動に関連する二次元力は、軸方向力を今述べた有効励起長さで割ったものである。次にこのネットワークアルゴリズムは、全身動脈圧力態様の所で示された方法によって解かれる。

（イメージ対振動が、主対から有意に位相シフトされる場合、より複雑なネットワークアルゴリズムが必要となり、２つの異なった振動位相に対して異なった有効励起動脈長さを考慮に入れることになる。）ネットワーク解データは、分析関数適合アルゴリズムに供給され、絶対圧力の値を生じる。

更なる計算的改善によって、問題の低圧範囲（通常は３０ｒｎｖＢｇ以下）において有意に血圧をまねることができる、肺動脈の回りの組織弾性に対する推定と共にネットワーク解に対するコンシスチンシー検査が行なわれる。表面圧センサ９１０によって検知される心臓鼓動型脈動は、動脈の近くの組織弾性率の推定を与えるのを助ける。測定された圧力応答は、センサ表面に対して垂直に作用する組織剪断応力に敏感である。これらの応力を脈動する超音波測定動脈直径及び距隣と相関付けると、組織弾性の指示が与えられる。

とのネットワーク解は、動”ｗｌ　Ｍ径弾性を推定するために脈動直径変化と相関付けることができる変化血圧の推定を与える。

四源振動シミュレーションは、動脈長さ部分に沿ったモード０励起を予想する。

この予想値を、超音波測定モード０応答と弾性チューブ振動モデル（動脈におけるパルス波伝播を調査するのに用いられているフーリエ分桁及び弾性チューブ理論に基づく）と合成すると、直径弾性の独立推定が得られる。これらの２つの弾性推定を比較するとコンシスチンシー検査が与えられる。

今述べたネットワーク解は、等距離における圧力差を示すデータに頼っているため、且つ圧力と直径変化の遅れが小さいため、この単純なネットワーク解のデータの角度がおちることがらる。従ってより良い結果は、全身動脈圧力態様の所で述べた直径補正と類似の直径補正が必要となる。モード０振動は、直径脈動に敏感であるため、モードＯエネルギー論は、シミュレートされて且つ直径変化補正でもってネットワークアルゴリズムに組み込む必要がある。このシミュレーションは、上記に且つ「シミュレーションアルゴリズム」の所で述べられた方法を用いて行なわれる。二次元ネットワークアルゴリズムを三次元流せ況に適用するために教示された方法は、流れが二次元フィールドに正確に近似しない計算を補正するために、例えば全身動脈圧態様において適用可能でちる。

シミュレーションアルゴリズムこのセクションは、粘弾圧縮不可能組織における振動流の数学的シミュレーションについて論じている。組織における各点において、流れは、イクトル速度であり、各イクトル方向成分は、正弦振幅及び位相を特徴とする複素数によって表わされる。

レイノルド数は、消失する程小さく、従って、非直線運動量輸送項は無視され且つ非摂動的流れが保証される。特定の数学的状況において、振動物体が時間にわたって変化しない形状を有するものとして処理され、直線差動式の系になるように、運動が無限小として処理される。流れ解は、粘性流体流に対するナビエルストーク式を適合し、それらを修正して、正弦運動に適用せしめ、剪断粘度係ａを剪断弾性率を組み込んでいる合成粘度係数に置き換えることによって得られる。

圧力勾配及び剪断応力を含むこれらの式は、静圧勾配から離れた均質領域において納所効果及び剪所応力無しに且つ圧力効果無しに圧力を含む成分式に分解可能である。低いレイノルド°故は、通常厚い境界層（で導くように予期されるが、問題の周波数における流れの迅速な交互は、剪？！ｆｒｒＥ、力効果に対する相対的な慣性効果を強める傾向があり、−従って、剪断応力によって誘起された速度は、薄い境界層に限定される傾向がある。斯くして、剪断速度フィールドは、しばしば、振動物体からのある距離においては無視され得る。より深く侵入する圧力フィールドは、ポテンシャル流分析の方法に従うため、剪断フィールドよりも計算が単純である。°励起振動フィールドは、それらが完全な球状又は半径方向の対称性を有する器官又は血管の回りの仮定的な均質媒体を伝播する純粋なポテンシャルフィールドであるかのように計算上処理される。励起振動フィールドの器官中心座標（例えば第５図に示された動脈軸を中心とするモード形状）における球状又は半径方向高調波の評価は、ネットワークアルゴリズム技術を用いるが、この技術は、対称性器官シミュレーションとリンクされた器官及び振動ドライバの非対称性測定系とのリンクを与える。実際の人体振動測定値をそれらのシミュレートされた測定値と一致させるために、反復的慣数最小化手１＠は、シミュレートされた振動系の最上適合パラメータを決定する。この最上適合パラメータは、液圧及び器官と血管の組織特性を表わす。

伴なわれる近似にも拘わらず、この追跡可能分析によって、本発明の説明における分析に適用される時に有用な結果を生じる。

キー等式非次元「粘度半径」即ち［ＰＪは、粘性効果及び慣性効果が動粘度「ｎｕ」及び角度周波数「ｆ」において比較可能である場合の実際の半径ｒＲＪを固有長さで割ったものとして定義される。

「Ｒ」、は、安定流レイノルド数の二乗根に類似している。

［３６］　Ｒ＝　ｒ／５ＱＲＴ（ｎｕ／ｆ）正弦群の場合、合成動粘弾性係数１ｍｕＪは、式３７に示すようにその実部として実動粘度ｈｕＪ及び虚部に入る剪断弾性串間を有している。一般的に、ｍｕとＹは両方共、虚周波数ｒ：ｊｆＪが任意の合成周波数パラメータｒｓＪに１き換えられる場合に畑が分析関数であるという制限によって独立する周波数依存変数であり得る。

（３７］　ＭＵ　＝　ｍｕ　＋　Ｙ／　ｊ−ｆ合成動粘度「間」は、絶対粘度田川を密度「ｅｊで割ったものとして定義される。

（３８］　ＮＵ＝ＭＵ／ｅ粘度が実部ＮＵｘ及び虚部ＮＵ７を有する複素数値間である場合に適用するために式３９を一般化すると、式３９が得られる。

［：３９］　Ｒ＝ｒ　、　５ＱＲＴ（ｆ−ＮＵＸ／（ＮＵＸ２＋ＮＵｙ２）　）我々は更に、式４０の比「むによって複素数凋の弾性成分と粘性成分との比ｆ：特徴付ける。

Ｃ４ｏ’Ｊ　ｑ＝−ＮＵｙ／ＮＵｘ＝Ｙ／Ｃｒ−ｍｕ）これらの定義があるため、我々は、円筒状及び球状幾何のためのポテンシャル流及び９Ｊｇｒ流を制御する等式を書くことができる。我々は、先ず円筒状の場合から始める。ｒｕＪが半径方向における速度であり且つ図が非次元的半径「相及び角度「θ」に関連する正接方向における速度である場合、我々は以下の式％式％）我々はＵ及びＶを半径方向合成振幅関数Ｕ及びＶに分割し、モートｊｎに対する円周サイン及びコサイン関数をかけ、最終的に周波数及び時間への依存性を与える複素数指数関数をかけてきた。このコサイン及びサイン項に実定数項を加える °、と−このモード形秋が空間で回転する。境界限度を満足する振動位相シフト及び振幅調節は、Ｕ及びＶ解に適当な複素数尺度係数をかけることにより達成される。

２つの種類のＵ解、即ちポテンシャル解「Ｕｐ」及び剪断群ｒＵｓＪがある。これらは以下の等式に対する解である。

（４３）　ａ２Ｕｐ／ａＲ２＝（−３／Ｒ）（ａＵｐ／ａＲ）＋（（Ｒ２−１）７’Ｒ２）ＵＰ［４４）　ａ２Ｕｓ／δＲ３＝　（−３／Ｒ）　（ａＵ、／ａａ）÷（（（Ｒ２−１）／Ｒ２）−ｑ＋−ｊ）Ｕ８ポテンシャル等式と剪断等式との相違は、剪断等式への弾性補正ｑ及び虚単位ｊの付加である。式４４における虚ｊ項は、Ｒ軸を中心とする複素面に３いてこれらの解を螺旋運動せしめる。このポテンシャル流式は、虚項を含んでいない。このポテンシャル流解は、実数でちって、「螺旋運動」を何も示しておらず、即ち、Ｒが変化しても振動位相はシフトしない。実際、任意の与えられたモードｎに対して任意のポテンシャル解は、正確に２つのポテンシャル流関数（複素数尺度係数を可能にする）　Ｒｎ＝１及びＲ−ｎ−１の直線的合成として表わされ得る。

同様にして、与えられたモードｎ及び弾性補正ｑの場合、任意の剪断群は、剪断流関数の基礎対、即ち１つは原点のゼロに収束し且つ無限に発散し、他方は、無限に収束し且つ原点に収束する対の直線的合成として表わすことができる。あるＲ＝　ＲＯにおける初期状態からある近くのＲ＝Ｒ１における解に至る場合、最上の方法は数値積分である。より大きなインタバルの場合、ゼロ収束及び無限収束基礎解を別々に評価できることが有用である。比較的小さなＲに対しては、帰納関係からの力級数解は、真っすぐな様式で働き、ゼロ収束群を与え、Ａｉ、Ｒ１の形の級数項は、１＝ｎ−ＩＫおける係数の任意の選択から開始する。帰納関係は、１＝−ｎ−１に対する任意のＡ１及びＢ１−０から開始して、（Ａｉ＋Ｂｉ・ＬＮ（Ｒ））・Ｒ１の形をとる級数項に対する第２の解に適合する。第２の任意のパラメータ選択は、１＝ｎ−１におけるＡ１に対する帰納等式から生じる。この選択は、ゼロ収束群のある成分の選択になる。この第２級数における複葉ａＡ１゜ｉ　＝　ｎ　−１の正しい選択はＲ＝＝８から１０まで数値的に有用であることが判っている無限収束群を生じ、とのＲの範囲を越えると数値ノイズは二重精度算術をも追い越す。この人１選択は、パラメータ「りの関数である。Ｒ）８に対しては、だいたい、この２つの基礎群のよりよい数値計算は、Ｔ＝１７Ｈの場合はＴの正のべき数にかける漸近級数から碍られる。この？ｆｌの級数に付加された項でもって発斂ヲ開始するが、この級数は、大きなＲ（小さなＴ）に対しては少ない項を有する良好な結果を与える。この級数は、式４４を関数Ｆ＝、９ＬＮ（ＴＶａＲ）で再表限し次にＲに１／Ｔ’ｉ代入することにより引き出される。その結果得られる微分式は、一時的であり且つ非直線的であり、二次項は、初期状態及び積分が減少するＴの増加に対してであるか否かに応じて、数値積分の際に２つの明確な解の１つへの強い収束に導かれる。この２つの解は、上記のゼロ収束及び無限収束基礎解と対応する。幾らか巨大な機能式は、迅速な数値評価のための非常に有用な組の力級数係数を生じる。この級数解は、ＬＮ（Ｕｓ　）、即ち、式４４の剪断群の複素自然対数のためのものであり、これらの級数項の積分はたやす＜Ｕｓに対する解ヲ生じる。

微分式に長けた数学者にとっては、ここに示された方法は、簡単に詳２３な数学的手順に導かれる。

今与えられた微分式の好ましい数学的特徴の故に、これらの解は、連続性限度あるいは圧縮不可能性状態に対して一貫している。■解は、この連続性限度は適用することによりＵ解（Ｕｐ又はＵｓのどちらか）から得られる。

Ｃ４５〕Ｖ　＝（−１／ｎ）（Ｕ＋Ｒ（δＴＪ／ａＲ）　）振動軸が球軸に対応する球対称性に対する振動流を制御する式は類似しているが、多少複雑である。

式４１及び４２の三角関数「Ｃ０８（ｎ−ｅ）」及び「５１ｎ（ｎ−ｅ）」の代わりに、我々は、それぞれｒｃｔｅｕ及び「５（ｅｌｌと指定された関数を代入する。これらの関数Ｃ及びＳは、各モート”数ｎに対して異なっている。これらの関数は、式４６及び４７に対する解である。

（４６：ｌ　ａ２ｃ／ａｅ２＋−ｃｏｔ（ｅ）・（９Ｃ／（３ｅ＋Ｎ・Ｃ＝０〔４７〕　δＳ／□　ｅ　＋Ｓ　−ｃ　ｏ　ｔ（ｅ）＝　Ｃ（ｅ）数ｒＮＪは、Ｃ及びＳが与えられた角度位置に対して１つの値となるように２．Ｐｌの関数周期性を与えるように選択されなければならない。この閉鎖状態を満足するＮの固有値は、モート°−数ｎに対応する。Ｎの関数としてのＮ、Ｃ及びＳに対する解は、０から３のｎに対して表２に与えられている。

表２角度の球状振動関数１　２　ｃｏｓ（ｅ）　５ｉｎ（ｅ）２　６　３Ａ＋（％）ｃ＋５（２ｅ）　（３（）ｓｉｎ（２ｅ）３　１２　Ｃ％Ｎ）ｃｏ（ｅ）÷（％）ｃｏｓ（３ｅ）　（３（１）　５ｉｄｅ）＋（４）ｓｔｎ（３ｅ）これらのモード形状は、円筒状解の単一成分シヌソイドから僅かに歪んでいるが、モード形状のグラフは、第５図の図面に非常に類似して見える。これらの角度関数が与えられているため、上記の類似の円筒状等式の場合と同一の表記法を維持して、今我々は、球状半径関数Ｕ及び■に移る。

〔４８）　ａ２ＵＰ／ａＲ２＝（−４／Ｒ）　（δｕｐ／ａＲ）　＋（（Ｎ−２）／Ｒ２）ＵＰ〔４９〕ａ２Ｕｓ／ａＲ２＝（−４／Ｒ）（ａＵｓ／ａＲ）＋（（（Ｎ−２）／Ｒ２）−（１＋ｊ）Ｕｓ萌と同じようにして、この剪断式は、９項及び虚単位ｊの付加のみ１ておいてこのポテンシャル式と異なっているだけである。

関数の挙動は、円筒彷の場合と全く同様である。与えられたｎ及び対応の固有値Ｎに対しては、２つのポテンシャル解は、代入によって簡単に示されるように、指数法則の関数である。この２つの剪断解は、ゼロ及び無限に収束し、それらは複素面においてＲ＠を中心として螺旋運動をおこす。

前と同じようにしてＶは連続性式を用いて任意のＵ解から生じる。示された解は、モード数ｎ又は固有値Ｎとは独立しているが、これは、これらのパラメータが、関数Ｃ及びＳの定義に組み込まれているからである。従って、我々は単に以下の式を得る。

（５０）Ｖ−−Ｒ（ａＶａＲ）　−２Ｕ円筒状及び球状屏の両方に対して、ポテンシャル式及び剪断式の分離可能性は、均質角度領域においてのみ保持する。シミュレートされた組織特性が変化するかあるいは静圧差動に遭遇する境界において、この境界の両側に許容された２つのポテンシャル及び２つの剪断流解の合成は、４つの交差境界連続性限度、即ち１）整合された通常の速度、２）整合された正接速度、３）整合された通常の応力、４）整合された正接応力に従わなければならない。周囲境界（即ち半径方向）を横切る法線に作用する応力は、剪断応力圧力の成分を含んでいることに注意せよ。これらの限度の詳細な説明は、例えば、サイモン著のメカニクスＣｐ、Ｃ１ｔ、（式１に対して）第１０章に述べられているように、応力テンソル分析の適用を必要とする。

静圧、例えば血圧における勾配が有意の厚さにわたって拡大し且つこの勾配を同心層間の多重不連続圧力ジャンプよりも連続微分式で取り扱うことが好ましい場合、ポテンシャル及び剪断式は共に結合し且つ同時系として解明される。この結合された系は、シリンダ及び組織及び圧力の半径方向対称分布に対してここに示されている。比較可能なセットが球状の場合に適用この系の式において、ｒは寸法上の半径であり、Ｕは復素測度撮幅（上記のＵＳ及びＵｐにおける場合と同じ）であり、呑ま非振動的又は静圧であり、）ｌは複累絶対粘度であり、ρは密度であり、■は、振動圧力であり、φは、静圧勾配によって修正された振動圧力である。

−餐振動８ライハ゛低周波数Ａ／ＤＡ／Ａ及び゛制御超音波トラツカＦＩＧ、１ｌｂＦＩＧ、　１２ｂ手続補正書（方式）昭和７２年７月す日

Claims

【特許請求の範囲】

１．人体の選択された要素に振動を誘起し、上記要素の機械的特徴を決定するために応答の特性を検出するための非侵入的システムにおいて、人体の選択された要素に、２０ＫＨｚ以下を含む多重周波数振動を誘起するためのドライバ手段、上記ドライバ手段によって人体にかけられた振動のパラメータを決定するための手段、上記ドライバ手段に応答することを含む時間にわたって人体の上記要素の寸法の変化を検知するための手段、上記変化の対応する周波数成分を決定するために、上記変化を２０ＫＨｚ以下の上記ドライバ手段のオペレーシヨンの周波数成分と相関付けるための手段は、上記周波数成分を振動モード形状の諸成分に分解するための手段、及び上記機械的特徴を決定するように、上記ドライバ手段によってかけられた振動の上記パラメータ及び振動モード形状の上記諸成分を解釈するためのコンピュータ手段を含むことを特徴とする非侵入的システム。
２．上記ドライバ手段によってかけられた振動の上記パラメータが、力を含むことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のシステム。
３．上記ドライバ手段によってかけられた振動の上記パラメータが、速度を含むことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のシステム。
４．決定された１つの上記機械的特徴が圧力であることを特徴とする請求の範囲第１項に記載のシステム。
５．上記システムが更に、上記要素の圧力変化による振動モード形状の上記諸成分における変化を検出するための手段を含み、上記変化が、上記要素の上記機械的特徴の決定において上記コンピュータによって含まれることを特徴とする請求の範囲第１項に記載のシステム。
６．上記ドライバ手段が、時間にわたり変化する振動周波数を誘起するように適合されていることを特徴とする請求の範囲第１項に記載のシステム。
７．上記ドライバ手段が、多重振動周波数を同時に誘起するように適合されていることを特徴とする請求の範囲第１項に記載のシステム。
８．上記人体要素が壁を含んでいることを特徴とし且つ上記システムが更に、少なくとも２つのモードに対する振動モード形状の上記諸成分を分解するための手段、及び要素壁剛性の指示を与えるように、少なくとも２つのモードに対する振動モード形上の上記諸成分に基づいてそれぞれ決定された上記要素の上記の決定された機械的特徴を比較するための手段を含むことを特徴とする請求の範囲第１項、４項又は第５項に記載のシステム。
９．人体の上記要素の寸法の変化を検知するための上記手段が、超音波信号を発し且つ受けるための手段を含むことを特徴とする請求の範囲第１項、４項又は第５項に記載のシステム。
１０．上記の決定された機械的特徴が、全身動脈血圧であり、且つ上記人体要素が、動脈系のセグメントであることを特徴とする請求の範囲第４項又は第５項に記載のシステム。
１１．決定された１つの上記機械的特徴が、人体要素の機械的イんピーダンスであり且つ上記人体要素が、全体器官であることを特徴とする請求の範囲第１項又は第５項に記載のシステム。
１２．決定された１つの上記機械的特徴が、眼圧であり且つ上記人体要素が眼球であることを特徴とする請求の範囲第４項又は第５項に記載のシステム。
１３．上記眼球の寸法の変化を検知するための上記手段が、上記ドライバ手段によってかけられた振動力に対する眼球の応答を表わす視覚印象を形成するために調節可能になっている時間変化表示を含むことを特徴とする請求の範囲第１２項に記載のシステム。
１４．決定された１つの上記機械的特徴が、肺血圧であり且つ上記人体要素が、上記肺動脈系のセグメントであることを特徴とする請求の範囲第４項又は第５項に記載のシステム。
１５．更に、上記要素の寸法を検知するための手段を含み、上記の検知された寸法が、上記要素の上記の機械的特徴の決定において上記コンピュータ手段によって含まれることを特徴とする請求の範囲第１項に記載のシステム。
１６．上記要素の寸法を検知するための上記手段が、光学測定装置を含むことを特徴とする請求の範囲第１５項に記載のシステム。
１７．寸法の変化を検知するための上記手段が、上記要素の寸法を検知するように更に適合されており、上記の検知された寸法が、上記要素の上記機械的特徴の決定において、上記コンピユータ手段によって含まれることを特徴とする請求の範囲第１項に記載のシステム。
１８．上記要素の寸法を検知するための上記手段が、超音波信号を発し且つ受けるための装置を含むことを特徴とする請求の範囲第１７項に記載のシステム。
１９．上記システムの校正を行うように、上記要素に既知圧力を適用するための手段を更に含むことを特徴とする請求の範囲第４項又は第５項に記載のシステム。
２０．上記圧力適用手段が、圧力カフであることを特徴とする請求の範囲第１９項に記載のシステム。
２１．人体の選択された要素に振動を誘起し且つ上記要素の機械的特徴を非侵人的に決定するために応答の特性を検出するための方法において、ドライバ手段を用いて人体の選択された要素において２０ＫＨｚ以下を含む多重周波数振動を誘起する段階、上記ドライバ手段によって人体にかけられた振動のパラメータを決定する段階、上記ドライバ手段に応答することを含む、時間にわたって人体の上記要素の寸法の変化を検知する段階、上記変化の対応する周波数諸成分を決定するために上記変化を２０ＫＨｚ以下の上記ドライバ手段のオペレーションの周波数成分と相間付ける段階、上記周波数諸成分を振動モード形状の諸成分に分解する段階、及び上記要素の上記機械的特徴を決定するように上記ドライバ手段によってかけられた振動の上記パラメータ及び振動モード形状の上記諸成分を解釈する段階を含むことを特徴とする方法。
２２．上記ドライバ手段によってかけられた振動のパラメータの上記決定が、力を決定することを含むことを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
２３．上記ドライバ手段によってかけられた振動のパラメータの上記決定が、測度の決定を含むことを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
２４．決定された１つの機械的特徴が、圧力であることを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
２５．上記要素の圧力変化による振動モード形状の諸成分における変化を検出する段階を更に含み、上記変化が、上記要素の上記機械的特徴の決定において含まれることを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
２６．上記多重周波数振動が、上記ドライバ手段のオペレーション周波数を時間にわたって変化せしめることにより発生されることを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
２７．上記多重周波数振動が、上記ドライバ手段のオペレーションによって同時に多重周波数において発生されることを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
２８．上記人体要素が壁を含むことを特徴とし、且つ上記方法が、少なくとも２つのモードのための振動モード形状の上記諸成分を分解する段階、及び要素壁剛性の指示を与えるように少なくとも２つのモードに対する振動モード形状の上記諸成分に基づいてそれぞれ決定された上記要素の上記決定された機械的特徴を比較する段階を更に含むことを特徴とする請求の範囲第２１項、第２４項又は第２５項に記載の方法。
２９．超音波エコー信号によって人体の上記要素の寸法の上記変化を検知する段階を含むことを特徴とする請求の範囲第２１項、２４項又は２５項に記載の方法。
３０．決定された１つの上記機械的特徴が、全身動脈血圧であり且つ上記人体要素が、動脈系のセグメントであることを特徴とする請求の範囲第２４項又は２５項に記載の方法。
３１．決定された１つの上記機械的特徴が、人体要素の機械的インピーダンスであり、上記人体要素が、全体器官であることを特徴とする請求の範囲第２１項又は第２５項に記載の方法。
３２．決定された１つの上記機械的特徴が、眼圧であり、上記人体要素が眼球であることを特徴とする請求の範囲第２４項又は第２５項に記載の方法。
３３．寸法の変化を検知するための上記段階が、上記眼球の寸法の変化の検知を含み、上記方法が更に、時間変化表示の視覚印象に応答してユーザフイードバックを組み込むことを含み、上記視覚印象が、上記ドライバ手段によって誘起された上記眼球の応答を表わすことを特徴とする請求の範囲第３２項に記載の方法。
３４．決定された１つの上記機械的特徴が、肺血圧であり、上記人体要素が、上記肺動脈系のセグメントであることを特徴とする請求の範囲第２４項又は２５項に記載の方法。
３５．上記要素の寸法の変化を検知する段階に加えて、上記方法は更に、上記要素の寸法を検知することを含み、上記の検知された寸法は、上記要素の上記機械的特徴の決定に含まれることを特徴とする請求の範囲第２１項に記載の方法。
３６．上記要素の上記寸法が、超音波エコー信号を解釈することにより検知されることを特徴とする請求の範囲第３５項に記載の方法。
３７．上記要素の上記寸法が光学的に検知されることを特徴とする請求の範囲第３５項に記載の方法。
３８．校正を行うように上記要素に既知圧力を適用することを更に含むことを特徴とする請求の範囲第２４項又は第２５項に記載の方法。
３９．圧力カフによって上記既知圧力を適用することを更に含むことを特徴とする請求の範囲第３８項に記載の方法。