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JP2002536104A - 被験者の心臓血管活動の連続的解析方法および装置 - Google Patents

被験者の心臓血管活動の連続的解析方法および装置

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JP2002536104A
JP2002536104A JP2000598065A JP2000598065A JP2002536104A JP 2002536104 A JP2002536104 A JP 2002536104A JP 2000598065 A JP2000598065 A JP 2000598065A JP 2000598065 A JP2000598065 A JP 2000598065A JP 2002536104 A JP2002536104 A JP 2002536104A
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blood pressure
artery
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pulse wave
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オルバッチ、ツビ
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ウルトラシス インターナショナル（１９９３）リミテッド
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Abstract

(57)【要約】 被験者の心臓血管系に関連する１つ以上のパラメータを連続的かつ非侵襲的に得る方法。この方法により得られるパラメータは収縮期血圧、拡張期血圧、動脈のヤング率、心拍出量、血管抵抗の相対変化、および血管伸展性の相対変化である。この方法に従って、被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κ、が連続的かつ非侵襲的に得られる。次に、所望するパラメータの瞬時値が得られるようにκが処理される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （技術分野） 本発明は医療診断装置の分野に関し、特に、被験者の心臓血管活動を解析する
装置に関する。
【０００２】 用語解説 以下に、ここで使用される用語をその略字と共に解説し、そのいくつかは標準
であり他は新造語である。 プレチスモグラフ（PG）−血流を測定する装置。 脈通過時間（PTT）−動脈系統内の２点に脈圧ピークが到来する間に経過した時
間、すなわちECG信号内の特定の点と動脈系統内の特定の点への連続する脈波の
到来との間で経過した時間。 心拍出量（CO）−毎分心臓から大動脈内へ送出される血液量 血管伸展性（VCL）−圧力変化に対する血管量変化の割合。 ＡＲＥＡ−プレチスモグラフ信号のピークの下の面積 ピーク振幅（PA）−プレチスモグラフ信号のピーク振幅。 収縮期血圧（SP）−心臓周期の収縮期中の血圧。 拡張期血圧（DP）−心臓周期の弛緩期間中の血圧。
【０００３】 （背景技術） 例えば、異常に高いもしくは低い血圧が健康に対する重大な脅威となる人にと
って、血圧および血管パラメータの連続的な非侵襲性監視が重要である。非侵襲
性、連続的、血圧監視を行うためのいくつかの方法が開発されてきている。例え
ば、米国特許第４，４７５，５５４号にはオシロメータ測定値から血圧を求める
装置が開示されている。これらの装置は肘上の腕や指の上に配置することができ
る膨張可能な腕帯を利用する。腕帯は下にある指の血管の内圧と平衡するまで膨
張される。指の動脈内の血圧が変動すると、腕帯圧は帰還制御機構により血圧を
平衡させるように調節される。任意の瞬間における血圧は腕帯圧に比例するもの
と考えられる。それは指の動脈の弾性および音が、実際には極端に変化するが、
終始一定のままであるものと仮定している。そのため、これらの装置は長期間の
血圧監視には向かない。さらに、定腕帯圧によりこれらの腕帯は患者にとって苦
痛を与えるものとなり抹消血液循環に問題を生じることがある。したがって、こ
れらのオシロメータ装置は連続的血圧監視に使用されることはめったにない。
【０００４】 プレチスモグラフ（PG）信号だけを解析して収縮期および拡張期血圧を推定す
るためのいくつかの研究が試みられてきている。しかしながら、これらの方法は
高次の導関数を利用し、したがって被験者の動きにより実際には達成できない極
端に低ノイズの信号を必要とする。さらに、数分にわたってデータを平均しなけ
ればならないため、これらの方法はリアルタイム血圧測定には使用できない。
【０００５】 オアの米国特許第４，８６９，２６２号、スラメックの米国特許第４，８０７
，６３８号、およびスゴの米国特許第５，７０９，２１２号は、脈通過時間（PT
T）だけから血圧を計算する装置を開示している。しかしながら、PTTだけから決
定された血圧測定値の信頼度および再生度は正確な血圧測定値を与えるのに十分
なものではない。
【０００６】 血圧のもう１つの非侵襲性監視方法がスミスの欧州特許出願ＥＰ０４４３２６
７Ａ１に開示されている。この方法は収縮期および拡張期血圧の計算にPG信号お
よびPTTの両方を使用する。血管音および弾性率の変動が心拍数よりも低速であ
るものと仮定して、AC信号をDC信号で除すことによりPG信号を最初に各心臓周期
内で正規化しなければならない。この正規化手順は経験的であり不正確である。
さらに、収縮期および拡張期血圧の計算に使用される方程式も経験的であるため
多くの場合不正確である。
【０００７】 心拍出量その他の血管特性（伸展性、抵抗、およびヤング率）の変化が血圧に
影響を及ぼすことが前から知られている。さまざまな生理的過程がさまざまな原
因による血圧変化を支配し、それが異なる原因から生じる場合には血圧の同じ変
化に対して異なる内科療法が必要である。したがって、血圧変化の原因を決定す
ることは治療を成功させるのに極めて重要である。しかしながら、従来技術のど
の装置および方法にもこれらの要因の非侵襲性監視手段は開示されていない。さ
らに、従来技術の装置および方法は全て血圧に及ぼすこれらの要因の影響を無視
している。
【０００８】 したがって、前記した従来技術の方法の欠点が実質的に低減されるもしくは解
消される血圧、心拍出量、その他の血管特性の非侵襲性、連続的監視方法および
装置が必要とされている。
【０００９】 （発明の開示） 本発明の文脈において、２つの明確に記載された、計算可能すなわち測定可能
な変数は、２つの変数が互いに比例する時は、互いに同値であると考えられる。
【００１０】 以下の説明および特許請求の範囲において、ひとつの個体の圧脈波の伝播速度
に対する血液流速の比率を示すのにκが使用される。
【００１１】 本発明は、拡張期および収縮期血圧をκを含む計算により求められるという新
しい非自明な発見に基づいており、κが使用されない従来技術の方法により得ら
れるものよりも正確である。
【００１２】 したがって、本発明はκの連続的非侵襲性測定方法および装置を含んでいる。
本発明の好ましい実施例では、κは被験者のPG信号およびPTTから得られる。最
も好ましい実施例では、κは全体が本開示の一部としてここに組み入れられてい
る、例えば、ランドウ エル．ディー．およびリフシツ イー．エム．のStatis
tical Physics, Pergamon Press, 1979; ランドウ エル．ディー．およびリフ
シツ イー．エム．のFluid Mechanics, Pergamon Press, 1987; およびランドウ
エル．ディー．およびリフシツ イー．エム．のTheory of Elasticity, Perg
amon Press, 1986; およびカプラン ディーおよびグラスのUnderstanding Non-
Linear Dynamics, Springer-Verlag. N.Y., 1995 に記載されている強不連続性
の波動理論に従って被験者のPG信号およびPTTから得られる。さらに好ましい実
施例では、κは次式で与え、
【数４２】 κ=1/(1/(PEAK・v)+1) ここに、ｖはPTTに逆比例する脈波の伝播速度（脈波速度）であり、
【数４３】 PEAK=k1・PTT PA+k2・AREA であり、 ここに、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波のそれぞれ振幅および面積で
あり、k1およびk2は2つの経験的に得られる定数である。
【００１３】 もう１つの好ましい実施例では、κは
【数４４】 により与えられる。
【００１４】 κ測定値の精度を高めるために血管半径内の低速(0.01-0.05Hz)変動（血管運
動音）を随意PG信号からフィルタリングにより除去することができる。それは、
例えば、κの定義におけるPEAKをPEAK/(PEAKの低速成分)2で置換して実施するこ
とができる。PEAKの低速成分は、例えば、脈波の低域フィルタリングにより得る
ことができる。本発明の範囲内でκを連続的かつ非侵襲性に得る他の方法も考え
られる。
【００１５】 被験者のPG信号を連続的に非侵襲的に得る手段が従来技術で知られており、例
えば、光PGセンサとすることができる。本発明の範囲内で血管内の圧力波を測定
する他の方法も考えられる。限定はしないが、それにはいくつかの光PG装置、イ
ンピーダンスPG装置、圧電、超音波、レーザー、その他のタイプのセンサの使用
が含まれる。
【００１６】 PTTを連続的かつ非侵襲的に求める手段が従来技術で知られており、例えば、
心電計モニタおよびPGセンサを含むことができる。この場合PTTはECG波内の特定
の点、例えばＲピーク、とPGセンサへの対応する圧力波の到来との間の時間経過
である。PTTを測定する他の手段は、例えば、同じ動脈血管に沿って互いに離さ
れて皮膚に取り付けられる一対のPGセンサを含んでいる。この場合、PPTは２つ
の位置における圧力波の到来間の時間経過である。
【００１７】 したがって、本発明はさらに収縮期および拡張期血圧の連続的かつ非侵襲的測
定値を得るようにκをリアルタイムで処理する装置を提供する。
【００１８】 さらに、本発明はヤング率、血管抵抗、心拍出量、および血管伸展性の連続的
かつ非侵襲的測定値を得るようにκをリアルタイムで処理する装置を提供する。
従来技術はこれらのパラメータを得るための方法を開示していない。
【００１９】 本発明により提供される拡張期および収縮期血圧、ヤング率、血管抵抗、心拍
出量、および血管伸展性の測定値は、従来技術の装置により提供される測定値よ
りも、外部ノイズ、身体姿勢の変化、およびセンサ配置に対してよりロバストで
影響されにくい。
【００２０】 本発明は、さらに、心拍出量の変化や血管伸展性の変化による被験者内の血圧
の変化を示す指標を連続的かつ非侵襲的に得るようにκをリアルタイムで処理す
る装置を提供する。異なる生理的過程が原因の異なる血圧変化を支配し、異なる
原因から生じる場合は血圧の同じ変化に対して異なる内科療法が必要であるため
、本発明は適切な療法を決定するための手段を提供する。
【００２１】 好ましい実施例では、κは強い不連続性の波動理論に従って前記したパラメー
タを得るようにリアルタイムで処理される。最も好ましい実施例では、前記した
パラメータは下記のアルゴリズム式を使用して得られる。 収縮期血圧（SP）方法１
【数４５】 SP=ρv2Φ(κ,γ) ここに、ρは血液密度、γは血液の熱力学ポアソン指数であり、
【数４６】 方法２
【数４７】 SP=(logv2)/α+2ρv2κ/3+λ, ここに、λ=(log(2ρR/E0h))/α，Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、E0はゼ
ロ圧に関するヤング率、αは経験的に得られる定数である。方法３
【数４８】 SP=(logv2/(1-εH2))/α+2ρv2κ/3+λ, ここに、εは経験的に得られる定数でありＨは心拍数である。方法４
【数４９】 SP=［(logv2)/α+λ］/(1-κ),方法５
【数５０】 SP=［(logv2/(1-εH2))/α+λ］/(1-κ), 拡張期血圧（DP）
【数５１】 DP=SP-ρv2κ, ヤング率方法１
【数５２】 E=(2R/h)(SP-DP)/κ,方法２
【数５３】 E=(2R/h)SP/Φ(κ,γ),方法３
【数５４】 E=(2R/h)・ρ・exp［(-λ+MP)α］, ここに、MPは平均圧で、MP=(SP+2・DP)/3であり、SPもしくはDPはκを含むアル
ゴリズム式を使用して得られる。方法４
【数５５】 E=(2R/h)・ρ・exp((-λ+SP・(1-κ))α), 心拍出量（CO）
【数５６】 CO=PEAK・｛v・［1+SP/(2ρ・v2)］｝2 ここに、SPはκを含むアルゴリズム式を使用して得られ、PEAKの低速成分は前記
したフィルタリングにより除去される。 血管抵抗（VR）
【数５７】 VR=(SP-DP)/CO ここに、SP,DP,およびCOのいずれか１つ以上がκを含むアルゴリズム式を使用し
て得られる。 血管伸展性（VC）
【数５８】 VC=PEAK/(SP-DP) ここに、SP,およびDPのいずれか１つ以上がκを含む計算から得られる。本発明
の範囲内でκから血管伸展性を得る他の方法も考えられる。
【００２２】 血圧へのVC,VRおよびCOの影響 SPの観察された変化へのCOの相対的寄与は、次式で定義されるパラメータINDE
X1により与えられ、
【数５９】 INDEX1=∂SP/∂CO-∂SP/∂VC ここに、SP,COおよびVCのいずれか１つ以上がκを含む計算から得られる。時間
と共にINDEX1が増加することは主として心拍出量(CO)の変化によるSPの変化を示
す。時間と共にINDEX1が減少することは主として血管伸展性(VC)の変化によるSP
の変化を示す。
【００２３】 SPの観察された変化へのVRおよびCOの相対的寄与は、次式で定義されるパラメ
ータINDEX2により与えられ、
【数６０】 INDEX2=∂SP/∂CO-∂SP/∂VR ここに、SP,COおよびVCのいずれか１つ以上がκを含む計算から得られる。時間
と共にINDEX2が増加することは主として心拍出量(CO)の変化によるSPの変化を示
す。時間と共にINDEX2が減少することは主として血管抵抗(VR)の変化によるSPお
よびDPの変化を示す。
【００２４】 （発明を実施するための最良の形態） 図１は本発明の好ましい実施例に従って監視される被験者１０を示す。連続的
かつ非侵襲的に心電計を監視するために、被験者の胸部にECG電極１２が取り付
けられている。連続的かつ非侵襲的に脈波を監視するために、被験者の指にPGセ
ンサ１４が取り付けられている。ECG電極およびPGセンサからの信号が連続的に
プロセッサ１６へ与えられる。プロセッサ１６はインターフェイス、Ａ／Ｄコン
バータ、増幅器およびＰＣコンピュータ１８のシリアルポートへのケーブルを含
んでいる。市販の血圧計２０を使用して任意の経験的に規定される定数を得るた
めに、校正の目的で予備血圧測定が行われる。
【００２５】 プロセッサ１６により実施される処理の一般化されたフロー図が図２に示され
ている。ECGおよびPG信号はκの瞬時値を得るように、最初にリアルタイムで処
理される。次に、κは所望するパラメータの瞬時値を得るようにリアルタイムで
処理される。所望するパラメータの計算された値は格納および表示するためにＰ
Ｃ１８へリアルタイムで転送される。
【００２６】 例 次に、限定しない例により本発明を説明する。
【００２７】 方法 一群の１１人の被験者、年齢が２１−４４才の７人の男性および４人の女性、
の血圧が本発明を使用して調べられた。１１人の被験者の内、１０人は正常な血
圧を有することが判り、１人は高血圧に近かった。各被験者は少なくとも２回調
べられた。各検査はほぼ１時間続き、次の姿勢における測定が含まれた、仰臥位
（１５分）、座位（１５分）、および立位（１０分）。７人の被験者は自転車で
の管理された身体運動の１０分後もしくはヴァルサルヴァ試験中にも座位で測定
が行われた。各被験者および各姿勢について別々にデータが処理された。
【００２８】 下記の装置の一方もしくは両方を使用して、各被験者から標準血圧測定値が得
られた。 1. 市販の血圧測定装置（ＰＣコンピュータに接続された腕帯形圧力計を含む
Dynapulse 200MTM） 2. 出力をＰＣコンピュータへ送信する装置(Ultramind)と組み合わされた指
動脈からの連続振動血圧測定(FinapressTM, Ohmeda)。
【００２９】 FinapressTM装置が標準として使用された時は、血圧は連続的に測定されリア
ルタイムで保全された。DynapulseTM装置が使用された時は、検査中に個別の血
圧測定が３−４回行われた。各検査の始めの標準血圧測定値が定数パラメータk1 ,k2を得るのに使用された。
【００３０】 各被験者からECGおよびPG信号が得られ、カスタムソフトウェアによりリアル
タイムで処理された。処理には下記の連続操作が含まれた。 1. 平滑化（フィルタリングおよび高周波ノイズ） 2. PG信号のベースラインドリフト相関（1.0〜2.0Hzの遮断周波数を使用する
ハイパスフィルタリング） 3. ECGおよびPG信号のピーク認識手順を実施する。 4. PGピークの高さとしてPAを得る。 5. ECGピークと対応するPGピーク間の時間間隔としてPTTを計算する。 6. ECGピークからPGピークまでの時間間隔にわたるPG信号の積分によりAREA
を計算する。 7. 心拍数を計算する。 8. 最尤原理に従ってカイ二乗判定法を使用して定数パラメータk1,k2，αお
よびεを計算する。
【００３１】 次に、各被験者に対してSPおよびDPが次のように得られた。 各被験者からECGおよびPG信号が得られ、カスタムソフトウェアによりリアル
タイムで処理された。処理には下記の連続操作が含まれた。 1. 平滑化（フィルタリングおよび高周波ノイズ） 2. PG信号のベースラインドリフト相関（1.0-2.0 Hzの遮断周波数を使用する
ハイパスフィルタリング） 3. CGおよびPG信号のピーク認識手順を実施する。 4. PG信号の高さとしてPAを得る。 5. ECGピークと対応するPGピーク間の時間間隔としてPTTを計算する。 6. ECGピークからPGピークまでの時間間隔にわたるPG信号の積分によりAREA
を計算する。 7. 心拍数を計算する。 8. 本発明の方法に従ってSPおよびDPを計算する。 9. スミスの欧州特許出願ＥＰ０４４３２６７Ａ１の方法に従ってSPおよびDP
を計算する。
【００３２】 必要に応じて検査中に時々定数パラメータが調節された。
【００３３】 結果が下記の方法で得られたものと比較された。
【００３４】 出力は下記の2つの部分からなっている。 1. 本発明に従ってかつスミスの方法に従って得られたSPおよびDP時系列。 2. SPおよびDP時系列と標準血圧測定値間の平均誤差およびroot-mean-square
誤差。
【００３５】 結果 休息中の被験者に対して本発明に従って得られた血圧測定値、およびスミスの
欧州特許出願ＥＰ０４４３２６７Ａ１の経験式により計算されたもの（表１）が
標準装置により得られたものと比較された。本発明に従って得られたSPおよびDP
測定値はスミスの方法により得られたものよりも安定であった。特に、本発明の
方法３および５に従ってストレスの後で得られたSP測定値の平均誤差および標準
偏差はスミスの方法により得られたものよりも、それぞれ、２および５倍小さか
った。２６人の全被験者において、ＳＰ測定値が方法３および５に従って得られ
た時の平均誤差はスミスの方法により得られたものよりも１．６倍小さかった(p
=0.023)。
【００３６】 表２は運動後に仰臥位もしくは座位にある被験者に対して得られた血圧測定値
の結果を示す。本発明の５つの方法およびスミスの欧州特許出願ＥＰ０４４３２
６７Ａ１の方法がFinapressTMおよびDynapulse 200MTMにより得られた測定値と
比較された。特に、２６人の全被験者において方法３および５に従って得られた
SP測定値間の平均誤差はスミスの得られた誤差の５４％であった(p=0.023)。
【表１】 表 １．FinapressTMもしくはDynapulseTMを使用して得られた測定値と比較した
本発明の５つの方法、およびスミスの方法により得られた血圧測定値間の平均誤
差±標準偏差(mmHg)。
【表２】 表 ２．FinapressTMおよびDynapulse 200TMを使用して得られた測定値と比較し
た本発明の５つの方法、およびスミスの欧州特許出願ＥＰ０４４３２６７Ａ１の
方法により得られた平均誤差±標準偏差(mmHg)。
【００３７】 ある程度の特異性で本発明が説明されてきたが、特許請求の範囲に明記された
本発明の範囲および精神を逸脱することなくさまざまな通知および変更を行える
ことをお判り願いたい。
【００３８】 参照 米国特許 US 4,475,554 10/1984 ヒンドマン US 4,807,638 2/1989 スラメック US 4,869,262 9/1989 オア US 5,709,212 1/98 スゴ 欧州特許出願 EP 0443267A1（US 484687に対応する） 2/1990 スミス
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の装置を使用する一実施例を示す図である。
【図２】 本発明の一実施例に従った処理ステップの一般化されたフロー図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ， ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ， ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，Ｃ Ｒ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ， ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，Ｋ Ｚ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ， ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，Ｓ Ｋ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 オルバッチ、ツビ イスラエル国 イエルサレム、マルチャ、 ビルディング １、 イエルサレム テク ノロジカル パーク、 ウルトラマインド インターナショナル リミテッド Ｆターム(参考） 4C017 AA07 AA08 AA09 AB01 AB03 AB04 AC03 AC15 BC11 CC01 FF15 4C027 AA02 BB05 FF01 GG02 KK03

Claims (42)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 下記のものを含むリストから被験者の１つ以上のパラメータ
    を連続的かつ非侵襲的に得る方法であって、 ｉ． 収縮期血圧、 ii． 拡張期血圧、 iii. 動脈のヤング率、 iv． 心拍出量、 ｖ． 血管抵抗の相対変化、 vi． 血管伸展性の相対変化、 該方法は、 （ａ） 被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κ、を実質
    的に連続的かつ非侵襲的に得るステップと、 （ｂ） 所望するパラメータの瞬時値を得るように実質的にリアルタイムでκ
    を処理するステップと、 を含む方法。
  2. 【請求項２】 請求項１記載の方法であって、κは被験者から得られたPG信
    号およびPTTを連続的かつ非侵襲的に処理して得られる方法。
  3. 【請求項３】 請求項２記載の方法であって、κは下記のアルゴリズム式に
    従って得られ、 【数１】 κ=1/(1/(PEAK・v)+1), ここに、ｖは脈速度であり、また、 【数２】 PEAK=k1・PTTPA+k2・AREA, であって、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波のそれぞれ振幅および面積で
    あり、k1およびk2は経験的に得られる方法。
  4. 【請求項４】 請求項２記載の方法であって、κは下記のアルゴリズム式に
    従って得られ、 【数３】 ここに、PAはPG信号から得られる脈波の振幅である方法。
  5. 【請求項５】 請求項３および４記載の方法であって、さらに、脈波内の低
    速変動をフィルタリングするステップを含む方法。
  6. 【請求項６】 請求項５記載の方法であって、PEAK内の低速変動は請求項３
    のPEAKをPEAK/(PEAKの低速成分)2で置換してフィルタリングされる方法。
  7. 【請求項７】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験
    者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み
    、 【数４】 SP=ρv2Φ(κ,γ), ここに、ρは血液密度、γは血液の熱力学的ポアソン指数、ｖは脈波速度であり
    、かつ、 【数５】 である方法。
  8. 【請求項８】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験
    者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み
    、 【数６】 SP=(logv2)/α+2ρv2κ/3+λ, ここに、ρは血液密度、vは脈波速度、またλ=(log(2ρR/E0h))/αであり、ここ
    に、Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ｈは動脈壁の厚さであり、
    αは経験的に得られる方法。
  9. 【請求項９】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被験
    者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み
    、 【数７】 SP=［(logv2)/α+λ］/(1-κ), ここに、ｖは脈波速度、またλ=(log(2ρR/E0h))/αであり、Ｒは動脈の半径、E 0 はゼロ圧に関するヤング率、ρは血液密度、ｈは動脈壁の厚さであり、αは経
    験的に得られる方法。
  10. 【請求項１０】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被
    験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含
    み、 【数８】 SP=(logv2/(1-εH2))/α+2ρv2κ/3+λ, ここに、ρは血液密度、ｖは脈波速度、Ｈは心拍数、λ=(log(2ρR/E0h))/αで
    あり、ここに、Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ｈは動脈壁の厚
    さであり、εおよびαは経験的に得られる方法。
  11. 【請求項１１】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被
    験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含
    み、 【数９】 SP=［(logv2/(1-εH2))/α+λ］/(1-κ), ここに、ｖは脈波速度、Ｈは心拍数、λ=(log(2ρR/E0h))/αであり、ここに、
    Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ｈは動脈壁の厚さであり、ρは
    血液密度、εおよびαは経験的に得られる方法。
  12. 【請求項１２】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被
    験者の拡張期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含
    み、 【数１０】 DP=SP-ρv2κ, ここに、SPは収縮期血圧、ρは血液密度、ｖは脈波速度である方法。
  13. 【請求項１３】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被
    験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式
    を含み、 【数１１】 E=(2R/h)(SP-DP)/κ, ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、SPは収縮期血圧、DPは拡張期血圧
    である方法。
  14. 【請求項１４】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被
    験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式
    を含み、 【数１２】 E=(2R/h)SP/Φ(κ,γ), ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、SPは収縮期血圧、γは血液の熱力
    学的ポアソン指数であり、 【数１３】 である方法。
  15. 【請求項１５】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被
    験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式
    を含み、 【数１４】 E=(2R/h)・ρ・exp(-λ+MP)α, ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、ρは血液密度、MP=(SP+2・DP)/3
    であり、ここに、SPは収縮期血圧、DPは拡張期血圧であり、収縮期血圧もしくは
    拡張期血圧の少なくとも１方はκを含むアルゴリズム式を使用して得られ、また
    、λ=(log(2ρR/E0h))/αであって、E0はゼロ圧に関するヤング率、αは経験的
    に得られる定数である方法。
  16. 【請求項１６】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被
    験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式
    を含み、 【数１５】 E=(2R/h)・ρ・exp((-λ+SP・(1-κ))α), ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、ρは血液密度、SPは収縮期血圧で
    あり、また、λ=(log(2ρR/E0h))/αであって、E0はゼロ圧に関するヤング率、
    αは経験的に得られる定数である方法。
  17. 【請求項１７】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被
    験者の心拍出量を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み
    、 【数１６】 CO=PEAK・｛v・［1+SP/(2ρ・v2)］｝2 ここに、SPはκを含むアルゴリズム式を使用して得られる収縮期血圧、ρは血液
    密度、ｖは脈波速度であり、また、 【数１７】 PEAK=k1・PTTPA+k2・AREA, であって、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波ピークのそれぞれ振幅および
    面積であり、k1およびk2は経験的に得られる方法。
  18. 【請求項１８】 請求項１４記載の方法であって、さらに、脈波内の低速変
    動をフィルタリングするステップを含む方法。
  19. 【請求項１９】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被
    験者の心抵抗を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、 【数１８】 VR=(SP-DP)/CO ここに、SP,DPおよびCOのいずれか１つ以上がκを含む計算から得られる方法。
  20. 【請求項２０】 請求項１記載の方法であって、ステップ（ａ）において被
    験者の血管伸展性を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含
    み、 【数１９】 VC=PEAK/(SP-DP) ここに、 PEAK=k1・PTTPA+k2・AREA, であって、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波のそれぞれ振幅および面積で
    あり、k1およびk2は経験的に得られる方法。
  21. 【請求項２１】 被験者の血圧の変化が心拍出量の変化によるものかあるい
    は血管伸展性の変化によるものかを連続的かつ非侵襲的に決定する方法であって
    、該方法は、 （ａ） 被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κを実質的
    に連続的かつ非侵襲的に得るステップと、 （ｂ） 被験者のSP,COおよびVCの瞬時値を得るように実質的にリアルタイム
    でκを処理するステップと、 （ｃ） 下記のアルゴリズム式の瞬時値を得るように被験者のSP,COおよびVC
    をリアルタイムで処理するステップと、を含み、 【数２０】 INDEX1=∂SP/∂CO-∂SP/∂VC 時間と共に増加するINDEX1は心拍出量の変化による被験者の血圧の変化を示し、
    そうでなければ被験者の血圧の変化は血管伸展性の変化によるものと決定する方
    法。
  22. 【請求項２２】 被験者の血圧の変化が被験者の心拍出量の変化によるもの
    かあるいは血管抵抗の変化によるものかを連続的かつ非侵襲的に決定する方法で
    あって、該方法は、 （ａ） 被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κを実質的
    に連続的かつ非侵襲的に得るステップと、 （ｂ） 被験者のSP,COおよびVRの瞬時値を得るように実質的にリアルタイム
    でκを処理するステップと、 （ｃ） 下記のアルゴリズム式の瞬時値を得るように被験者のSP, COおよびVR
    をリアルタイムで処理するステップと、を含み、 【数２１】 INDEX2=∂SP/∂CO-∂SP/∂VR 時間と共に増加するINDEX2は心拍出量の変化による被験者の血圧の変化を示し、
    そうでなければ被験者の血圧の変化は血管抵抗の変化によるものと決定する方法
    。
  23. 【請求項２３】 下記のものを含むリストから被験者の１つ以上の心臓パラ
    メータを連続的かつ非侵襲的に得る装置であって、 ｉ． 収縮期血圧、 ii． 拡張期血圧、 iii. 動脈のヤング率、 iv． 心拍出量、 ｖ． 血管抵抗の相対変化、 vi． 血管伸展性の相対変化、 該装置は、 （ａ） 被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κを実質的
    に連続的かつ非侵襲的に得る装置と、 （ｂ） 所望するパラメータの瞬時値を得るように実質的にリアルタイムでκ
    を処理する装置と、 を含む装置。
  24. 【請求項２４】 請求項２３記載の装置であって、κは被験者から得られた
    PG信号およびPTTを連続的かつ非侵襲的に処理して得られる装置。
  25. 【請求項２５】 請求項２４記載の装置であって、κは下記のアルゴリズム
    式に従って得られ、 【数２２】 κ=1/(1/(PEAK・v)+1), ここに、ｖはPTTに逆比例し、また、 【数２３】 PEAK=k1・PTTPA+k2・AREA, であって、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波のそれぞれ振幅および面積で
    あり、k1およびk2は経験的に得られる装置。
  26. 【請求項２６】 請求項２３記載の装置であって、κは下記のアルゴリズム
    式に従って得られ、 【数２４】 κ=1/((1/PA)+1) ここに、PAはPG信号から得られる脈波の振幅である装置。
  27. 【請求項２７】 請求項２５記載の装置であって、脈波内の低速変動をフィ
    ルタリングすることができる装置。
  28. 【請求項２８】 請求項２７記載の装置であって、脈波内の低速変動は請求
    項２２のPEAKをPEAK/(PEAKの低速成分)2で置換してフィルタリングされる装置。
  29. 【請求項２９】 請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において
    被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を
    含み、 【数２５】 SP=ρv2Φ(κ,γ), ここに、ρは血液密度、γは血液の熱力学的ポアソン指数、ｖは脈波速度であり
    、かつ、 【数２６】 である装置。
  30. 【請求項３０】 請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において
    被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を
    含み、 【数２７】 SP=(logv2)/α+2ρv2κ/3+λ, ここに、ρは血液密度、またλ=(log(2ρR/E0h))/αであり、ここに、Ｒは動脈
    の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、hは動脈壁の厚さであり、αは経験的に
    得られる装置。
  31. 【請求項３１】 請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）に被験者
    の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含み、 【数２８】 SP=［(logv2)/α+λ］/(1-κ), ここに、ｖは脈波速度、またλ=(log(2ρR/E0h))/αであり、Ｒは動脈の半径、E 0 はゼロ圧に関するヤング率、ρは血液密度、ｈは動脈壁の厚さであり、αは経
    験的に得られる装置。
  32. 【請求項３２】 請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において
    被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を
    含み、 【数２９】 SP=(logv2/(1-εH2))/α+2ρv2κ/3+λ, ここに、ρは血液密度、ｖは脈波速度、Ｈは心拍出数、λ=(log(2ρR/E0h))/α
    であり、ここに、Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ｈは動脈壁の
    厚さであり、εおよびαは経験的に得られる装置。
  33. 【請求項３３】 請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において
    被験者の収縮期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を
    含み、 【数３０】 SP=［(logv2/(1-εH2))/α+λ］/(1-κ), ここに、ｖは脈波速度、Ｈは心拍数、λ=(log(2ρR/E0h))/αであり、ここに、
    Ｒは動脈の半径、E0はゼロ圧に関するヤング率、ｈは動脈壁の厚さ、ρは血液密
    度であり、εおよびαは経験的に得られる装置。
  34. 【請求項３４】 請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において
    被験者の拡張期血圧を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を
    含み、 【数３１】 DP=SP-ρv2κ, ここに、SPは収縮期血圧、ρは血液密度、ｖは脈波速度である装置。
  35. 【請求項３５】 請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において
    被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム
    式を含み、 【数３２】 E=(2R/h)(SP-DP)/κ, ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、SPは収縮期血圧、DPは拡張期血圧
    である装置。
  36. 【請求項３６】 請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において
    被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム
    式を含み、 【数３３】 E=(2R/h)SP/Φ(κ,γ), ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、SPは収縮期血圧、γは血液の熱力
    学的ポアソン指数であり、 【数３４】 である装置。
  37. 【請求項３７】 請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において
    被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム
    式を含み、 【数３５】 E=(2R/h)・ρ・exp(-λ+MP)α, ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、ρは血液密度、MP=(SP+2・DP)/3
    であり、ここに、SPは収縮期血圧、DPは拡張期血圧であり、収縮期血圧もしくは
    拡張期血圧の少なくとも１方はκを含むアルゴリズム式を使用して得られ、また
    、λ=(log(2ρR/E0h))/αであって、E0はゼロ圧に関するヤング率、αは経験的
    に得られる定数である装置。
  38. 【請求項３８】 請求項３５記載の装置であって、ステップ（ａ）において
    被験者の動脈のヤング率を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム
    式を含み、 【数３６】 E=(2R/h)・ρ・exp((-λ+SP・(1-κ))α ここに、Ｒは動脈の半径、ｈは動脈壁の厚さ、ρは血液密度、SPは収縮期血圧で
    あり、また、λ=(log(2ρR/E0h))/αであって、E0はゼロ圧に関するヤング率、
    αは経験的に得られる定数である装置。
  39. 【請求項３９】 請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において
    被験者の心拍出量を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含
    み、 【数３７】 CO=PEAK・｛v・［1+SP/(2ρ・v2)］｝2 ここに、SPはκを含むアルゴリズム式を使用して得られる収縮期血圧であり、
    また、 【数３８】 PEAK=k1・PTTPA+k2・AREA, であって、PAおよびAREAはPG信号から得られる脈波のそれぞれ振幅および面積で
    あり、k1およびk2は経験的に得られる装置。
  40. 【請求項４０】 請求項２３記載の装置であって、ステップ（ａ）において
    被験者の心臓抵抗を計算するために要求される処理は下記のアルゴリズム式を含
    み、 【数３９】 VR=(SP-DP)/CO ここに、SP,DPおよびCOのいずれか１つ以上がκを含む計算から得られる装置。
  41. 【請求項４１】 被験者の血圧の変化が心拍出量の変化によるものかあるい
    は血管伸展性の変化によるものかを連続的かつ非侵襲的に決定する装置であって
    、該装置は、 （ａ） 被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κを実質的
    に連続的かつ非侵襲的に得る装置と、 （ｂ） 被験者のSP,COおよびVCの瞬時値を得るように実質的にリアルタイム
    でκを処理する装置と、 （ｃ） 下記のアルゴリズム式の瞬時値を得るように被験者のSP,COおよびVC
    をリアルタイムで処理する装置と、を含み、 【数４０】 INDEX1=∂SP/∂CO-∂SP/∂VC 時間と共に増加するINDEX1は心拍出量の変化による被験者の血圧の変化を示し、
    そうでなければ被験者の血圧の変化は血管伸展性の変化によるものと決定する装
    置。
  42. 【請求項４２】 被験者の血圧の変化が被験者の血管抵抗の変化によるもの
    であるかを連続的かつ非侵襲的に決定する装置であって、該装置は、 （ａ） 被験者の脈波の伝播速度に対する被験者の血流速度の比、κを実質的
    に連続的かつ非侵襲的に得る装置と、 （ｂ） 被験者のSP,COおよびVRの瞬時値を得るように実質的にリアルタイム
    でκを処理する装置と、 （ｃ） 下記のアルゴリズム式の瞬時値を得るように被験者のSP,COおよびVR
    をリアルタイムで処理する装置と、を含み、 【数４１】 INDEX2=∂SP/∂CO-∂SP/∂VR 時間と共に増加するINDEX2は心拍出量の変化による被験者の血圧の変化を示し、
    そうでなければ被験者の血圧の変化は血管抵抗の変化によるものと決定する装置
    。
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