反復的な血圧測定を用いる生理的パラメータの決定

专利摘要:
脈波検出ユニット（10）が提供され、該脈波検出ユニットの少なくとも一部分は、被験者の身体の一部分に連結されるように構成されており、該脈波検出ユニットは、被験者の身体の一部分の動脈圧に応じた信号を生成する。脈波パラメータ決定ユニット（16）は、脈波検出ユニットの一部分が被験者の心臓に対してそれぞれ第１および第２の高さにある間に、前記脈波検出ユニットから、それぞれ第１および第２の信号を受信する。動脈パラメータ算出ユニット（34）は、前記の第１および第２の信号を処理することによって、被験者の動脈特性を決定し、かつ、該動脈特性の決定に応じて出力を生成する。他の実施形態もまた記載されている。Ａ
公开号:JP2011509733A
申请号:JP2010542738
申请日:2009-01-15
公开日:2011-03-31
发明作者:ガビッシュ、ベンジャミン
申请人:ガビッシュ、ベンジャミン；
IPC主号:A61B5-02

专利说明:

[0001] 関連出願への相互参照
本出願は、Gavishの米国仮特許出願第61/021,141号の利益を主張するものであり、その仮出願は、2008年1月15日に出願され、「Determination of physiological parameters using repeated blood pressure measurements」というタイトルであって、参照したことにより本明細書に組み込まれる。]
[0002] 発明の分野
本発明は、概しては医療機器に関する。詳細には、本発明は、動脈特性(arterial properties)を評価するための外部機器に関する。]
背景技術

[0003] 発明の背景
動脈の機械的特性と心臓血管疾患との間の関係について関心が高まっている。よく見られる疾患（それらの中には、高血圧、糖尿病およびうっ血性心不全がある）における動脈の機械的特性の変化は、通常、疾患の病態、徴候、ならびに有病および死亡のリスクに関係している。主には動脈の硬化度(stiffness)（またはコンプライアンス、すなわち１／硬化度）に関するが、動脈の機械的特性をモニタリングする非侵襲的な方法が、臨床診療において普及しつつある。]
[0004] 血圧は、臨床的状況と家庭的状況の両方において診断のために用いられる一般的な生理的パラメータである。血圧は二つの構成成分を含み、それらはそれぞれ、収縮期血圧（systolic blood pressure）および拡張期血圧（diastolic blood pressure）と呼ばれる。収縮期血圧および拡張期血圧は、各心臓周期の間に生じる最大および最小の動脈圧にそれぞれ対応する。]
[0005] 収縮期圧力と拡張期圧力との差は脈圧と呼ばれる。拡張から収縮までの心臓周期の間の動脈圧の上昇には、動脈の体積における平行な増加が伴う。心臓の一周期にわたっての最大および最小の動脈の体積の差は、脈容量と呼ばれる。動脈の単位長さ当たりの脈容量は、その動脈の脈面積である。]
[0006] 動脈壁硬化度Ｇ(P)は、
Ｇ(P)＝dＰ(t)／dＶ(t) （式１）]
[0007] 上式中、Ｐ(t)は時刻tにおける動脈内の瞬間圧力であり、Ｖ(t)は時刻tにおける動脈の体積である。Ｐ(t)およびＶ(t)のいずれも、時間と共に変動する。当該分野で知られる、動脈壁硬化度の「線形化(linearized)」した定義は、脈圧（PP）を脈容量（ΔV）で割ることによって与えられる。線形化した定義、および式１によって与えられる定義は、Ｐ(t)とＶ(t)との間に線形の関係がある場合においてのみ（その場合、Ｇ(P)は定数である）、同一の結果を与える。しかしながら、動脈は、通常、動脈圧が大きくなるにつれて硬くなり、従って、通常、動脈圧と動脈容量との間には非線形の関係がある。（本出願の全体を通じて、表現「動脈壁硬化度」および「線形化していない動脈壁硬化度」は、式１で定義される動脈壁硬化度を意味する。線形化した動脈壁硬化度を、「線形化した動脈壁硬化度」と呼ぶ。）]
[0008] 動脈壁硬化度は、動脈の体積ではなく、動脈の断面積（Ａｒｅａ）または動脈の直径（Ｄｉａｍ）に関しても同様に定義することができ、すなわち、
Ｇ(P)＝dＰ(t)／dＡｒｅａ(t)、および
Ｇ(P)＝dＰ(t)／dＤｉａｍ(t)]
[0009] （ここで、当該分野で使用される動脈壁硬化度にはいくつかの定義があり、それらは、Goslingらによる"Terminology for describing the elastic behavior"（Hypertension. 2003; 41: 1180-1182）というタイトルの論文（これは、参照したことにより、本明細書に組み込まれる）にまとめられている。通常、本出願において使用される動脈壁硬化度は、式１で定義される動脈壁硬化度である。しかしながら、本出願の範囲には、当業者に明らかなように、本出願に記載される結果、関係性、および実施形態を得るための動脈壁硬化度の代替的な定義を、変更すべき点は変更して使用することが含まれる。）]
[0010] ここで、脈容量（ΔV）を脈圧（PP）で割ったものは「動脈キャパシタンス」と呼ばれる。この比は、動脈が、血流を滑らかにするように血液を一次的に蓄える能力の指標となるためである。]
[0011] 以下の現象論的な関係性は、動脈の機械的特性の非線形性を特徴付ける圧力非依存的なパラメータ（すなわち、動脈圧の変動につれて変動する動脈壁硬化度とは異なり、動脈圧が変動しても一定であるパラメータ）を与える：]
[0012] Ａ）収縮期血圧と拡張期血圧との間の関係：
長期間（例えば２４時間）にわたって血圧をモニタリングされた被験者における拡張期血圧（D）に対する収縮期血圧（S）のプロットは、一般に以下の関係を示す。
S＝A+ASI*D （式２）]
[0013] 式中、ASIは被験者に固有の定数であって、本発明者によって動脈壁硬化指数（Arterial Stiffening Index）と呼ばれる。ASIは、Dに対するSのプロットの最良適合直線の傾きであり、SとDとの間の関係は、Gavishらによって、"The linear relationship between systolic and diastolic blood pressure monitored over 24 hours: assessment and correlates"（J Hypertension 2008 26:199-209）というタイトルの論文（"Gavish 2008"）（これは、参照したことにより本明細書に組み込まれる）において評価されている。関連するパラメータとしては、「外来動脈壁硬化度指数（Ambulatory arterial stiffness index）」（"AASI"）であり、これは、Liら（2006）によって、"Ambulatory arterial stiffness index derived from 24-hour ambulatory blood pressure monitoring"（Hypertension 2006;47:359-364）というタイトルの論文において定義されている。AASIは、
AASI＝1−（Sに対するDのプロットの最良適合直線の傾き）
で定義される。]
[0014] AASIは、心臓血管死亡率の予測因子であることが、Dolanらによる"Ambulatory arterial stiffness index as a predictor of cardiovascular mortality in the Dublin Outcome Study"（Hypertension 2006;47:365-370）というタイトルの論文（これは、参照したことにより本明細書に組み込まれる）で示されている。
同様に、（a）"A modified ambulatory arterial stiffness index is independently associated with all-cause mortality"（Journal of Human Hypertension (2008) 22, 761-766）というタイトルの参考文献において、および、（b）"Measures of the Linear Relationship Between Systolic and Diastolic Ambulatory Blood Pressure Predict All-Cause Mortality"，Ben-Dovら（第61回高血圧研究カンファレンス2007年年会（the 61st Annual High Blood Pressure Research Conference 2007）, Tucson, AZ, 2007年9月26-29日において提供された要約）というタイトルの参考文献において、著者らは、SとDとの間の関係を、死亡率に関連するものとして記載している。]
[0015] （ここで、ASIとAASIとは、"Gavish 2008"論文に示されるように、数学的に関連している。従って、本発明の範囲には、当業者に明らかなように、本出願に記載された結果、関係性および実施形態を得るために、ASIの代わりに、変更すべき点は変更してAASIを使用することが含まれる。）]
[0016] より詳細には、Gavishによる"Repeated blood pressure measurements may probe directly an arterial property"（Am. J. Hypertension 2000;13:19A）というタイトルの論文("Gavish 2000")（これは、参照したことにより本明細書に組み込まれる）において、ASIが、収縮の間に動脈がより硬くなる傾向についての指標となることが示されている。]
[0017] Gavish 2000に従って、
ASI＝Ｇ(S)／Ｇ(D) （式３）
である。
Gavish 2008には、ASIが、頻繁に、1から2の範囲内にあるという事実が記載されている。]
[0018] Ｂ）動脈壁硬化度の圧力依存性：
微分(differential)動脈壁硬化度（Ｇ(P)）は、Paganiによる"Effects of age on aortic pressure-diameter and elastic stiffness-stress relationships in unanesthetized sheep" （Circ. Res. 1979;44;420-429）というタイトルの論文において、および、Gavishによる"The pressure dependence of arterial compliance: A model interpretation"（Am J Hypertens 2001;14:121A）というタイトルの論文（"Gavish 2001"）（これは、参照したことにより本明細書に組み込まれる）において、圧力と共に直線的に増加することが示されている。]
[0019] 圧力に対して微分動脈壁硬化度をプロットした曲線の傾き（dＧ(P)／dP）は、圧力非依存的な生理的パラメータであり、これは、圧力上昇と共に動脈が硬化する傾向を特徴付ける。この曲線の傾きは、Gavish 2001において、健康な被験者と比較して心臓血管疾患に罹患している被験者について、異なる範囲の値を有することが示されている。]
[0020] Ｃ）収縮期血圧および拡張期血圧の高さ依存性：
血圧が任意の基準高さに対する測定部位の高さに依存することは、知られた現象である。例えば、"Textbook of Medical Physiology"（Guyton ACおよびHall JE, W.B.Saunders, Philadelphia, 9th edition, Chapter 14, pp. 161-181)を参照されたい。該文献は、この現象を静圧効果を反映したものとして説明している。例えば、心臓よりも低位にある部位での血圧は、心臓と当該測定部位との間の血液によって懸かる付加的な圧力により、心臓における血圧よりも高くなるであろう。この効果に従えば、測定部位が10cm低くなるとおおよそ8mmHgだけ血圧が増加する。従って、Guytonによれば、高さに対して収縮期圧力および拡張期圧力をプロットすると、同一の傾きを有する２つの平行な直線となることが予期される。]
[0021] 以下の特許は、関心のあるものであり得る。
Appleに対する米国特許第5,103,833号
Whittに対する米国特許第6,309,359号
Peelに対する米国特許第4,779,626号
Yangに対する米国特許第7,101,338号
Otaらに対する米国特許第5,778,879号
Claxtonに対する米国特許第4,998,534号
Negishiに対する米国特許第5,201,319号
Burlesonに対する米国特許第5,778,979号
Katoに対する米国特許第6,872,182号]
[0022] 以下の参考文献は関心のあるものであり得、これらは、参照したことにより本明細書に組み込まれる。
"The nonlinearity of pressure-diameter relationship in arteries as a source for pulse pressure widening: A model view", Gavish, 欧州高血圧学会（the European Society of Hypertension）の会議（ミラノ, 2006年6月15-17日）において提供された要約#1547（"Gavish 2006"）
"Practical Noninvasive Vascular Diagnosis", Kempczinski RFおよびYao JST (1982), Year Book Medical Publishers, Chicago
"Velocity of transmission of the pulse and elasticity of arteries", Bramwell J.C.,およびHill A.V., Lancet 1 1922, 891-892
"Pulse wave analysis", O'RourkeMFet al., Br J Clin Pharmacol, 2001;51; 507-522
"Plethysmographic characterization of vascular wall by a new parameter - minimum rise time: Age dependence in health", Gavish B., Microcirc Endothel lymph. 1987:3; 281-296
"Biometry", SokalRRおよびRohlf FJ (1981), 2nd ed. Chap 15 pp. 561-616, Freeman, New York
"Regression Analysis for Social Science", von Eye A,およびSchuster C, Academic Press, San Diego, 1998, Chap 12, pp. 209-236]
[0023] Micro Medical Ltd (Kent, UK)は、PulseTrace PWVを製造しており、これは、動脈樹の２つの位置の間の動脈壁硬化度を測定すると説明されている。]
[0024] 発明の要旨
図１Ｃに示すように、収縮期血圧および拡張期血圧が、高さへの異なる依存性を示すことを本発明者は発見した。] 図１Ｃ
[0025] 以下の関係が、収縮期血圧（Ｄ(H)）と高さ(H)との間に、および、拡張期血圧（Ｄ(H)）と高さ(H)との間に存在することが本発明者により示された：
Ｓ(H)＝As-Bs*H
ここで、Bs＝dＳ(H)／dH (式４)
Ｄ(H)＝Ad-Bd*H
ここで、Bd＝dＤ(H)／dH≠Bs （式５）
ここで、As、Bs、AdおよびBdは、特定の被験者について概して一定であり、また、BdおよびBsは必ずしも等しくない。本発明のいくつかの実施形態では、被験者のBsおよびBdは、以下に説明するように、回帰分析によって決定される。]
[0026] 式４および５は式２と組み合わせて、動脈壁硬化度指数（ASI）と、高さに対する収縮期血圧の微分係数（Bs）と、高さに対する拡張期血圧の微分係数（Bd）との間の以下の関係を与え得る：
ASI＝Bs／Bd (式６)]
[0027] ASIは通常1に等しくないという事実から、図１Ｃに示すように、高さに対する収縮期圧力の微分係数は、通常、高さに対する拡張期圧力の微分係数と異なるということになる。] 図１Ｃ
[0028] ３つの現象は全て、動脈において成立する周知の現象論的な圧力−体積の関係を用いて動脈特性に関連付けることができる。
P＝u+v*exp(V／Ve) (式７)
式中、u、vおよびVeは、圧力非依存的な調節可能な定数であり、Veは、ここでは「動脈の膨張性」と呼ばれ、また、パラメータuは「ゼロ硬化度圧力(zero-stiffness pressure)」である。]
[0029] 動脈の膨張性の逆数（すなわち、1／Ve）は、「硬化度定数」（Stefanadisらによる"Pressure-diameter relation of the human aorta"（Circulation 1995; 92:2210-2219）というタイトルの論文において説明されている）として知られる。]
[0030] ゼロ硬化度圧力uは、その圧力よりも低い圧力では現行モデルの有効性がより低くなる圧力であって、動脈の外側の圧力が動脈圧よりも十分に大きいときに生じる動脈崩壊現象に起因する。パラメータuは、式２によって与えられるパラメータAおよびASIから、以下の通りに計算することができる。
u＝-A(ASI-1) （式７ａ）]
[0031] 動脈壁硬化度（Ｇ(P)）と動脈圧(P)との間には以下の関係が存在することになる。
Ｇ(P)＝dP／dV＝(P-u)／Ve （式８）]
[0032] 式８を考慮すれば、Dに対してプロットされたＧ(D)またはSに対してプロットされたＧ(S)（および一般には、Pに対してプロットされたＧ(P)）の傾きは、硬化度定数1／Veを与え得る。すなわち、
dG／dP＝1／Ve （式９）
である。]
[0033] Gavish 2000およびGavish 2001（これら両方の論文は上掲されている）に記載された技術を用いれば、式８は、動脈壁硬化度指数（ASI）を拡張期動脈壁硬化度（Ｇ(S)）、収縮期動脈壁硬化度（Ｇ(D)）および脈容量（ΔV）に関連付ける下記式をもたらすことが分かる。
ASI＝Ｇ(S)／Ｇ(D)＝exp(ΔV／Ve) （式１０）]
[0034] 式１０が示しているのは、ASIを決定する血圧測定に加えて、ΔVを測定すれば、Veは
Ve＝ΔV／ln(ASI) （式１１）
により算出され得るということである。]
[0035] 式１０によれば、ASI＝1は、圧力−独立的な硬化度と、線形的な圧力−体積の関係とを持った弾性動脈に対応する。ASIが1を超える量は、動脈の非弾性的な性質に対応し、動脈圧の上昇時に硬化する傾向と関連するため、動脈圧−体積の関係の、線形性からの逸脱を反映する。"The nonlinearity of pressure-diameter relationship in arteries as a source for pulse pressure widening: A model view"（欧州高血圧学会（the European Society of Hypertension）の会議（ミラノ, 2006年6月15-17日）において提供された要約#1547）というタイトルのGavishによる参考文献（"Gavish 2006"）（これは、参照したことにより本明細書に組み込まれる）には、血圧測定を用いて式２により算出され、式１０に従って解釈される動脈の動脈壁硬化度指数を用いることで、脈圧を、動脈の弾性性と関連する成分および非弾性性と関連する成分に分けることができることが示されている。本発明者は、通常、非線形の圧力−体積の関係と関連する脈圧の成分は、心臓血管のリスク因子と関連すると仮定している。従って、本発明のいくつかの実施形態によって与えられるように、これらの成分を臨床診療において決定できることは、有用な診断ツールであるか、あるいは、診断を行う際に医師を補助する他のものと共に使用され得るツールとなる。]
[0036] （動脈の体積と関係する本明細書に示される全ての結果および関係は、変更すべき点は変更して、動脈の横断面積および動脈の直径に対しても等しく適用されることに留意されたい。すなわち、「脈容量」に関して記載された結果および関係は、「脈面積」および「脈の直径」に対しても等しく成立する。従って、本発明の範囲には、当業者には明らかなように、脈容量の代わりに、変更すべき点は変更して、脈面積および／または脈の直径を用いることが含まれる。）]
[0037] Gavish 2006は、式１０から、動脈の体積に対して線形の関係を有する脈圧（PP）の成分（PP-elastic）と、動脈の体積に対して非線形の関係を有する脈圧の成分（PP-nonelastic）と、動脈壁硬化度指数（ASI）との間の関係を導出している。]
[0038] 定義により、PP-elasticは、
PP-elastic＝Ｇ(D)・ΔV （式１２）
により決定される。]
[0039] さらに、PP-nonelasticは、PPからPP-elasticを差し引いたものである。従って、式１２および上述した関係を用いて、本発明者は、Gavish 2006において、
PP-nonelastic／PP-elastic＝((ASI-1)／ln(ASI))-1 （式１３）
PP-elastic＝PP・(ln(ASI))／(ASI-1) （式１３ａ）
PP-nonelastic＝PP・[1-(ln(ASI))／(ASI-1)] （式１３ｂ）
を示した。]
[0040] 例えば、式１３に基づいて、ASI＝1.1であれば、PP-nonelastic／PP-elastic＝0.05であり、これは、脈圧の非弾性成分(nonelastic component)が弾性成分(elastic component)のわずか5%であることを示している。一方、ASI＝2であれば、対応する比率は44%である。]
[0041] 本発明者は、式１２と式１３を組み合わせて
Ｇ(D)＝(PP／ΔV)・(ln(ASI))／(ASI-1) （式１４）
とすることにより、式１によって与えられる形式の拡張期動脈壁硬化度（すなわちＧ(D)＝dD／dV）と、上記した線形化した形式（PP／ΔV）との間の関係を導出した。]
[0042] 続いて、収縮期動脈壁硬化度Ｇ(S)は、式１０を用いて拡張期動脈壁硬化度Ｇ(D)から決定され得る。]
[0043] さらに、
ASI＝Ｇ(S)／Ｇ(D)、および、
ASI＝Bs／Bd]
[0044] であるから、本発明者は、高さに対する収縮期血圧の微分係数（Bs）は、収縮期圧力（S）の平均値における収縮期動脈壁硬化度（Ｇ(S)）に比例し、また、高さに対する拡張期血圧の微分係数（Bd）は、拡張期圧力（D）の平均値における拡張期動脈壁硬化度（Ｇ(D)）に比例すると仮定している。]
[0045] 本発明者による当該仮定のための数学的基礎を本明細書に示したが、本発明の範囲は、当該仮定に対応する実施形態に限定されないことに留意されたい。]
[0046] 本発明のいくつかの実施形態では、用語「血圧の測定値」には、血圧センサによって測定部位で生成された血圧信号を処理した結果が含まれることに留意されたい。]
[0047] 本発明のいくつかの実施形態では、被験者の血圧（または、動脈圧に反応する別の測定値）は、測定機器を付けられた被験者の身体の一部分が、基準の高さに対して第１の高さにある間に測定される。被験者の身体の当該一部分は、基準の高さに対して第２の高さに移動され、被験者の身体の当該一部分が第２の高さにあるときに、被験者の血圧（または他の測定値）について２度目の測定をされる。被験者の生理的パラメータは、血圧測定値（または他の測定値）および、任意には第１および第２の高さに関する指標を処理することによって決定され、生理的パラメータの決定に応じて出力が生成される。]
[0048] 動脈を特徴付ける上述したパラメータの多くを決定するために、比較的広範囲の高さにわたって行われる反復的な血圧（ＢＰ）測定が通常為される。心臓の高さに対する手足の高さの変更は、全身のＢＰに影響を及ぼすことなくＢＰを局所的に変化させる体系的な方法であり得る。従って、いくつかの実施形態では、体系的に血圧を変動させるために、手足の高さが体系的に変更される。]
[0049] 本発明のいくつかの実施形態では、１以上の動脈特性のセットは、基準点に対して異なる高さに血圧測定部位を置きながら反復的に血圧を測定することによって導出される。代替的または付加的には、測定部位の高さ、脈容量(pulse volume)、脈の直径(pulse diameter)、脈面積(pulse area)、脈波(pulse wave)パターンの幾何学的特徴、および／または脈波の速度が測定および／または導出される。これらのパラメータは、その全てまたは一部が、本発明の実施形態に従って多くの異なる高さにおいて測定および／または導出され、本出願では、「脈波特性」または「脈波パラメータ」と総称して記載される（これらの測定値は全て、振動する波形と関連するためである）。]
[0050] 脈波の幾何学的特徴としては、例えば、脈圧の変化率、脈の上昇時間、脈の減衰時間、収縮および／または拡張に対応する時点間の継続期間、および／または、脈波の相対的な振幅を挙げることができる。]
[0051] 脈波の特徴は、通常、例えば以下の参考文献（これらは、参照したことにより本明細書に組み込まれる）に記載されるような当該分野で公知の技術を用いて決定される：
Pagani (1979)（前掲）
"Practical Noninvasive Vascular Diagnosis", Kempczinski RFおよびYao JST (1982), Year Book Medical Publishers, Chicago．これは：
・Part IIのchapter 2において、"Ultrasound"というタイトルでSummer DS（pp 21-47）により、動脈の直径の超音波での決定、
・Part IIIのchapter 7において、"Segmental volume plethysmography: the pulse volume recorder"というタイトルでKempczinski RFにより、および、Part IIIのchapter 3において、"Plethysmography"というタイトルでYao JTおよびFlinn WRにより、脈容量および波形について記載している。
"Velocity of transmission of the pulse and elasticity of arteries", Bramwell J.C.およびHill A. V., Lancet I 1922, 891-892．これは、脈波の速度による動脈壁硬化度の決定を記載している。
"Pulse wave analysis", O'RourkeMFet al, J Clin Pharmacol, 2001;51; 507-20 522．これは、脈波形の解析を記載している。]
[0052] これらの技術は、例えば、Micro Medical LtdによりPulseTrace PWV（上述）として商業的に適用されている。]
[0053] 脈波の特徴は、血圧測定部位に配置された１以上のセンサによって測定される。いくつかの実施形態では、該センサは、カフ、血管内圧センサ、フォトプレチスモグラム（PPG）、および／または、ひずみゲージプレチスモグラフを有する。いくつかの実施形態では、該センサはカフを有し、該カフは、測定部位において、身体の一部分の周囲に力を加える。いくつかの実施形態では、該センサは、圧力と共に変化する血液の特性（例、ヘモグロビンのスペクトル特性）を検出する。例えば、指装着式のPPGを被験者の指に配置し、被験者が彼／彼女の指を上下に動かす間に被験者の指の血圧を測定することができる。]
[0054] 本発明のいくつかの実施形態では、ASIは、以下に記載するように、異なる高さでの反復的な血圧測定を行い、かつ、式２を用いることによって決定される。血圧測定部位の高さは、ASIが決定され得る広範なSおよびDの値を提供するように変動される。]
[0055] いくつかの実施形態では、脈圧の弾性成分をその非弾性成分に関連付ける比率は、式１２を用いてASIから決定され、および／または、これらの成分の絶対値は、式１３ａを用いてASIおよび脈圧から決定される。]
[0056] いくつかの実施形態では、血圧測定値が測定される各々の高さにおいて、脈容量、脈面積、および／または、脈容量に関連する別のパラメータが測定される。式１４を用いて、収縮期および／または拡張期の動脈壁硬化度の値が決定される。いくつかの実施形態では、動脈膨張性が式９または式１１を用いて決定される。いくつかの実施形態では、式１４から収縮期または拡張期の動脈壁硬化度の値が算出され、式９または式１１を用いて動脈膨張性の値が算出され、そしてゼロ硬化度圧力(zero-stiffness pressure)が式８を用いて算出される。]
[0057] いくつかの適用のためには、血圧測定が行われる各々の高さについて、基準の高さに対する血圧測定部位の高さが測定または推定され、高さに対する収縮期血圧の微分係数（Bs）、および／または、高さに対する拡張期血圧の微分係数（Bd）が、式４および式５を用いて決定される。いくつかの実施形態では、ASIは、BsおよびBdについて決定された値および式６を用いて算出または検証される。]
[0058] いくつかの実施形態では、血圧測定部位の高さは、当該分野において公知の技術を用いて（例えば、高さを手動で測定し、ユーザーインターフェースで高さを入力することによって）測定または推定される。代替的または付加的には、測定の間に血圧測定部位を支持する支持構造体の位置(position)に関連付けられたデータがユーザーインターフェースに入力されるか、またはセンサによって検出される。例えば、支持構造体の位置は、米国特許第4,779,626号（これは、前掲しており、また、参照したことによって本明細書に組み込まれる）に記載の技術を用いて、支持構造体に付けられた液体で満たされたチューブによって生成された静水圧を検出することによって検出され得る。代替的または付加的には、血圧測定部位の高さは、米国特許第7,101,338号（これは、前掲しており、また、参照したことによって本明細書に組み込まれる）に記載の技術を用いて、血圧センサ、血圧測定部位、および／または、上述した支持構造体の空間的位置を検出する３Ｄ加速チップを用いて決定される。]
[0059] 本明細書に記載の実施形態のいくつかは、被験者の動脈パラメータを決定するために血圧測定値または血圧信号を用いることを記載しているが、本発明の範囲には、被験者の動脈パラメータを決定するために他の測定値を用いることが含まれることに留意されたい。例えば、脈容量、脈面積、脈の直径、被験者の血液の流量、スペクトル特性、および／または、異なるパラメータが、被験者の動脈パラメータを決定するために、変更すべき点は変更して、測定され得る。]
[0060] 本発明は、図面と共に解釈される、以下の本発明の実施形態の詳細な説明からより完全に理解されるであろう。]
図面の簡単な説明

[0061] 図１Ａは、本発明の実施形態に従った、異なる高さに配置される腕カフ(arm cuff)の概略図である。
図１Ｂは、収縮期および拡張期の血圧同士の間の関係を示すグラフであり、血圧は、本発明の実施形態に従って、図１Ａの腕カフを用いて測定されたものである。
図１Ｃは、収縮期および拡張期の血圧と血圧測定部位の高さとの関係を示すグラフであり、血圧は、本発明の実施形態に従って、図１Ａの腕カフを用いて測定されたものである。
図２Ａは、本発明の実施形態に従った、異なる高さに配置される手首カフの概略図である。
図２Ｂは、収縮期および拡張期の血圧同士の間の関係を示すグラフであり、血圧は、本発明の実施形態に従って、図２Ａの手首カフを用いて測定されたものである。
図２Ｃは、収縮期および拡張期の血圧と血圧測定部位の高さとの関係を示すグラフであり、血圧は、本発明の実施形態に従って、図２Ａの手首カフを用いて測定されたものである。
図３Ａ−Ｂは、本発明の各実施形態に従った、血圧測定装置のブロック図である。
図３Ａ−Ｂは、本発明の各実施形態に従った、血圧測定装置のブロック図である。
図４は、本発明の実施形態に従った、血圧測定装置の動作を示すフローチャートである。
図５は、本発明の実施形態に従った、被験者の生理的パラメータを決定するプロセスを示すフローチャートである。
図６は、本発明の実施形態に従った、血圧を測定するカフと共に使用するための操作可能な入力ユニットの概略図である。
図７は、本発明の実施形態に従った、血圧および脈容量を測定するカフと共に使用するための操作可能な入力ユニットの概略図である。
図８は、本発明の実施形態に従った、血圧を測定するため、および、血圧測定部位の高さに関する情報を手動で受信するための装置の概略図である。
図９は、本発明の実施形態に従った、血圧および脈容量を測定するため、および、血圧測定部位の高さに関する情報を手動で受信するための装置の概略図である。
図１０は、本発明の実施形態に従った、血圧を測定するため、および、血圧測定部位の高さに関する情報をセンサを介して受信するための装置の概略図である。
図１１は、本発明の実施形態に従った、血圧および脈容量を測定するため、および、血圧測定部位の高さに関する情報をセンサを介して受信するための装置の概略図である。
図１２は、本発明の実施形態に従った、血圧測定部位を支持するための支持構造体の概略図である。] 図１０ 図１１ 図１２ 図１Ａ 図１Ｂ 図１Ｃ 図２Ａ 図２Ｂ 図２Ｃ 図３Ａ
実施例

[0062] 発明の詳細な説明
ここで図１Ａを参照する。図１Ａは、本発明の実施形態に従った、異なる高さH（"カフ高さ"）に配置されたカフ(cuff)9の概略図である。カフ高さは、図示されるように、任意に選択した基準高さ（例えば、床）との間で、カフ上の或る位置（カフの中心など）に対して測定される。（図１Ａに示すように）いくつかの実施形態では、カフは被験者の腕の周囲に位置し（すなわち"腕カフ"）、カフを多くの異なる高さに配置させるために、被験者は、多くの異なる姿勢（すなわち、身体位置）を取る。] 図１Ａ
[0063] いくつかの実施形態では、多くのカフ高さは、連続するカフ高さ同士の間にほぼ一定のカフ高さ間隔（インターバル）を有し、以下の通りに決定される。ユーザーが快適に姿勢を取れる最大および最小のカフ高さを決定する。最大と最小の高さの差を（ｎ−１）の間隔に分割する。被験者は先ず、カフ高さが最小となる姿勢を取り、本明細書に記載されるようにして測定を行う。次いで、被験者は、一つの高さ間隔だけカフ高さを上昇させ、測定を繰り返す。被験者は、カフ高さが最大のカフ高さとなるまで、カフ高さを増分の間隔だけ上昇させて測定を行うことを続ける。通常、被験者は、被験者に不快感を惹起せずに被験者の姿勢を安定させるために、他の手を用いて、身体の異なる部位を用いて、または補助具（例、テーブル）を用いて、彼／彼女の腕を支持することによって、カフ高さの各々にカフを保持する。通常、カフが配置された腕は、カフが変形しないようにするために、その腕におけるカフが配置されている位置以外の位置で支持される。カフ高さを決定するためのこの手順は、変更すべき点は変更して、本出願に記載されるあらゆる種類のカフに対して適用され得る。]
[0064] カフが各高さにある間に、血圧測定値および／または他の測定値がカフによって測定される。例えば、図示されるように、被験者は７つの異なる姿勢を取り得る。姿勢１では、手は自由に垂れ下がり、カフ高さは最小である。姿勢２では、手は腹部に配置され、また、カフが心臓の高さに位置する姿勢３では、手はわずかに上げられて他の手によって支持される。姿勢４は姿勢３と類似しているが、腕は床と平行に肩の高さに配置される。姿勢５は姿勢４と類似しているが、カフが被験者の首の高さになるように、腕が肩の高さよりもやや上に上げられる。姿勢６では、手の裏が前頭部に置かれ、カフは被験者の口の高さとなり、また、姿勢７では、前腕が頭部によって全体的に支持され、カフは被験者の耳の高さとなる。通常、与えられた姿勢を取っているユーザーによって、測定が行われている腕が支持され、かつ、カフが締め付けられないように、姿勢は選択される。いくつかの実施形態では、腕と前頭部との間の角度がほぼ一定となる一連の姿勢に腕は配置される。]
[0065] ここで図１Ｂを参照する。図１Ｂは、収縮期（S）および拡張期（D）の血圧の間の関係を示すグラフであり、血圧は、本発明の実施形態に従って、図１Ａの腕カフ9を用いて測定されたものである。データは、標準的なデジタル式の血圧モニターを用いて測定され、腕カフは、被験者が図１Ａに示した姿勢を取ることで配置された。プロットされた例では、SとDとの相関係数rは0.969であり、直線の傾き（すなわち、ASI）の推定値は、1.500±0.144（平均±平均の標準誤差；Gavish 2008に記載されるように、対称的なタイプの回帰を用いている）であった。] 図１Ａ 図１Ｂ
[0066] ここで図１Ｃを参照する。図１Ｃは、収縮期（S）および拡張期（D）の血圧と血圧測定部位の高さとの間の関係を示すグラフであり、血圧は、本発明の実施形態に従って、図１Ａの腕カフ9を用いて測定されたものである。測定部位の高さとの収縮期および拡張期の圧力の相関係数は、それぞれ、0.992および0.973であった。高さに対する収縮期血圧の微分係数（Bs）は-0.941±0.048 mmHg/cmであり、高さに対する拡張期血圧の微分係数（Bd）は-0.662±0.059 mmHg/cmであり、BsをBdで割ると1.497±0.076であり、これはASIについての上記推定と類似している。] 図１Ａ 図１Ｃ
[0067] ここで図２Ａを参照する。図２Ａは、本発明の実施形態に従った、異なる高さHに配置されたカフ9の概略図である。（図２Ａに示されるように）いくつかの実施形態では、カフ（"手首カフ"）は被験者の手首の周囲に位置し、カフを多くの異なる高さHに配置させるために、被験者は、多くの異なる姿勢を取る。カフが各高さにある間に、血圧測定値および／または他の測定値がカフによって測定される。例えば、図示されるように、被験者は６つの異なる姿勢を取り得る。姿勢１では、手は自由に垂れ下がり、カフ高さは最小である。姿勢２では、手は大腿部の脇に位置し、姿勢３では、手首は腹部上に水平に位置する。カフが心臓の高さに配置される姿勢４では、肘が他の手によって支持される。姿勢５では、前腕が肩の高さで水平に配置される。姿勢６では、カフが被験者の前頭部の高さになるように前腕は鉛直に配置される。いくつかの実施形態では、腕は、前腕と手のひらとの角度がほぼ一定となる一連の姿勢に配置される。] 図２Ａ
[0068] ここで図２Ｂを参照する。図２Ｂは、収縮期（S）および拡張期（D）の血圧の間の関係を示すグラフであり、血圧は、本発明の実施形態に従って、図２Ａの手首カフ9を用いて測定されたものである。データは、標準的なデジタル式の血圧モニターを用いて測定され、手首カフは、被験者が図２Ａに示した姿勢を取ることで配置された。プロットされた例では、SとDとの相関係数rは0.980であり、直線の傾き（すなわち、ASI）の推定値は、1.044±0.105であった。] 図２Ａ 図２Ｂ
[0069] ここで図２Ｃを参照する。図２Ｃは、収縮期（S）および拡張期（D）の血圧と血圧測定部位の高さとの間の関係を示すグラフであり、血圧は、本発明の実施形態に従って、図２Ａの手首カフ9を用いて測定されたものである。測定部位の高さとの収縮期および拡張期の圧力の相関係数は、それぞれ、0.963および0.993であった。高さに対する収縮期血圧の微分係数（Bs）は-0.775±0.108 mmHg/cmであり、高さに対する拡張期血圧の微分係数（Bd）は-0.748±0.044 mmHg/cmであり、BsをBdで割ると1.036±0.117であり、これはASIについての上記推定と類似している。] 図２Ａ 図２Ｃ
[0070] ここで図３Ａ−Ｂを参照する。図３Ａ−Ｂは、本発明の実施形態に従った、血圧測定装置のブロック図である。通常、脈波検出ユニット10はカフ（例、カフ9）を有し、該カフは、マイクロプロセッサによってまたは手動で制御される加圧および排気ユニット（図示せず）によって制御される空気圧を用いて、ユーザーの腕（図１に示す）、手首（図２に示す）、足首、または指に固定される。脈波検出ユニットは、信号を生成する圧力センサ（図示せず）を有する。（いくつかの実施形態では、信号生成センサは、本明細書に記載されるように、被験者の身体の一部分に連結されるカフとは離して配置される。例えば、カフによって検出される圧力は制御ユニット内に配置されるセンサに伝えられ、該センサは、検出された圧力に応じた電気信号を生成する。）装置のこの部分は、標準的な市販の電子的な家庭用血圧モニターにおいて現在使用されている。] 図３Ａ
[0071] いくつかの実施形態では、脈波検出ユニット10は、信号を生成するサブユニットを有し、該信号から、本明細書において背景技術および要旨に記載した技術を用いて、カフ容量(cuff volume)が算出され得る。例えば、Appleらに対する米国特許第5,103,833号、またはLiu SH, Wang JJ, Huang KSによる"A new oscillometry-based method for estimating the brachial arterial compliance under loaded conditions"（IEEE Trans Biomed Eng. 2008 55:2463-2470）（これらの両方共、参照したことによって本明細書に組み込まれる）に記載されている技術を用いることができる。]
[0072] 代替的または付加的には、脈波検出ユニットは動脈の直径を測定する。動脈の直径は、典型的には、超音波トラッキングを用いて測定される。いくつかの実施形態では、動脈の直径の測定値を用いて、動脈の横断面積が算出される。いくつかの適用のためには、脈波検出ユニットは、要旨において上掲の参考文献（例えば、以下の上掲の参考文献であって、これらは、参照したことにより本明細書に組み込まれる：Kempczinski et al (1982)、Bramwell et al. (1922)、O'Rourke et al. (2001)、Gavish (1987)）に記載されている技術に従って、脈波速度、および／または、脈波パターンの幾何学的な特徴を測定する。]
[0073] いくつかの実施形態では、脈波検出ユニット10の動作は、脈波パラメータ決定ユニット16を介して、操作可能な入力ユニット22によって制御される。脈波検出ユニットの制御には、例えば、測定の開始および停止、単なるＢＰの決定としての一回の測定を行うか、または生理的パラメータを算出するために有用な一連の測定を行うかの選択、および、例えば保存されたデータにアクセスすることによる、動作をカスタマイズするためのメニューからの選択が含まれ得る。いくつかの適用のためには、測定値のステータスおよびその制御がディスプレイユニット20によってユーザーに提供される。いくつかの実施形態では、脈波検出ユニットによって生成された信号は、アナログ−デジタルコンバータ12によってデジタル化され、マイクロプロセッサ14によって処理される。]
[0074] いくつかの実施形態では、マイクロプロセッサは、脈波パラメータ決定ユニット16を有し、脈波パラメータ決定ユニット16は、ＢＰおよび（測定された場合には）脈容量を決定し、かつ、圧力依存的な動脈特性と関連し得る脈波から導出され得る他のあらゆるパラメータを決定する。例えば、該決定ユニットは、動脈圧の上昇時間（例えば、"Plethysmographic characterization of vascular wall by a new parameter - minimum rise time: Age dependence in health"（Microcirc Endothel Lymph. 1987:3; 281-296）というタイトルの論文（これは、参照したことにより組み込まれる）においてGavish B.によって定義されたような「最小上昇時間（minimum rise time）」）、または、動脈圧の減衰時間を決定し得る。いくつかの実施形態では、データは、データストレージ18に保存され、かつ／または、ディスプレイユニットによって表示される。いくつかの適用のためには、データストレージ18は、以前の脈波測定値および生理的データも保存し、これらは、操作可能な入力ユニット22によって提供される入力に従って削除またはダウンロードされ得る。]
[0075] いくつかの実施形態では、動脈パラメータ算出ユニット34は、一連のデータ点から導出され得るパラメータ（例、図１Ｂに示される直線の傾き）を解析する。そのような計算を行うことにより、このユニットはまた、予測された挙動からの特定のデータの逸脱を確認し、測定を繰り返すようユーザーに要求するメッセージを生成し得るか、あるいはさらなる測定を行う利益を特定し得る。動脈パラメータ算出ユニット34はまた、生理的パラメータの適切な決定のために好適な異なる高さに脈波検出ユニットを配置させるようにユーザーを誘導するのを作動させる。誘導は、ディスプレイユニット20を介して、または、ボイスメッセージなど、ユーザーに対して付加的な刺激を生じる高さ関連(height-related)の指示生成ユニット36を介して、ユーザーに伝えられる。] 図１Ｂ
[0076] いくつかの実施形態では、ディスプレイユニット20または高さ関連の指示生成ユニット36は、特定の姿勢を取るように、または、カフが取り付けられた器官を、所与の空間的な方向に動かすようにユーザーを誘導する。例えば、図１Ａおよび図２Ａに示されるように、ユーザーが取る異なる姿勢によって測定部位の異なる高さが達成される実施形態では、高さ関連の命令は、生じるべき具体的な姿勢を示し得る。いくつかの実施形態では、高さの指標（例えば、脈波検出ユニットの高さを示すもの）は、高さ関連の入力ユニット32を用いて入力される。この情報は、メートル尺を用いてユーザーによって任意選択の基準（例、床）から直接測定された高さであり得る。いくつかの実施形態では、支持構造体は、好ましい姿勢で血圧測定部位を配置させるのを補助し、かつ、直接的にまたは符号(codes、コード）を介して間接的に、高さの情報（例えば、脈波検出ユニット10の高さを示すもの）を提供する。そのような構造体は、図１２に関連して、以下で説明される。] 図１２ 図１Ａ 図２Ａ
[0077] いくつかの実施形態では、動脈パラメータ算出ユニット34は、血圧と高さとの間の線形の関係を用いて、逸脱した高さ関連の測定値を検出する。]
[0078] 図３Ｂに示される装置は、概しては、図３Ａの装置に類似している。図３Ａの装置は、高さ関連の入力ユニット32を有し、高さ関連の入力ユニット32を介して、高さ関連のデータがマニュアルで入力される。図３Ｂの装置は高さ検出ユニット33を有し、高さ検出ユニット33は信号を生成し、該信号から、図１Ａおよび２Ａに関して説明したユーザーの身体の一部分の（例えば）重心の高さ（カフ高さ；これは、検出される脈波信号を生成する）、または、異なる脈波検出ユニット10もしくは該脈波検出ユニットの異なる部分の高さが決定される。例えば、US 4,779,626（これは、参照したことにより本明細書に組み込まれる）に記載されるようにして、液体で満たされたチューブ内の静水圧を感知することによって、US 7,101,338（これは、参照したことにより本明細書に組み込まれる）に記載されるようにして、空間的な位置を検出する３Ｄ加速チップを用いることによって、および／または、図１２に関して記載されるようにして、支持構造体によって提供される符号を介して、そのような信号は生成される。従って、図３Ａに関して説明した脈波パラメータ決定ユニット16は、図３Ｂの装置においては、脈波パラメータおよび高さ決定ユニット17によって置き換えられ、脈波パラメータおよび高さ決定ユニット17は、高さ検出ユニット33によって与えられる信号または符号を、基準点から測定した高さに変換する。いくつかの実施形態では、基準点は、操作可能な入力ユニット22を介したユーザーからの入力を用いて選択される。例えば、基準点は心臓の高さであってもよく、あるいは、心臓の高さが測定の間に変化しないのであれば、基準点は床の高さであってもよい（例えば、高さが、図１Ａおよび２Ａに関して説明したカフ高さである場合）。心臓の高さが測定の間に変化するのであれば、基準点は典型的には心臓の高さである。] 図１２ 図１Ａ 図３Ａ 図３Ｂ
[0079] いくつかの実施形態では、動脈パラメータ算出ユニット34は、測定部位の高さに関するいかなるデータもマイクロプロセッサ14が受信することなく、すなわち、高さ関連の入力ユニット32または高さ検出ユニット33からデータを受信することなく、被験者の動脈パラメータを算出することに留意されたい。例えば、ASI、および／または、式13を用いてASIから算出されるPP-nonelastic／PP-elasticの比は、脈波測定部位の高さに関するいかなるデータもマイクロプロセッサ14が受信することなく、算出され得る。いくつかの実施形態では、ユーザーにより測定部位が異なる高さに置かれることは、ＢＰの変化を作り出すための手段として機能する。それゆえ、マイクロプロセッサ14が測定部位の高さに関するデータを受信することは、必ずしも重要ではない。]
[0080] ここで図４を参照する。図４は、本発明の実施形態に従った、血圧測定装置の動作を示すフローチャートである。いくつかの実施形態では、操作可能な入力ユニット22を介した該装置の作動後に開始処理が生じ（ステップST1）、開始処理の間に、脈波パラメータ決定ユニット16における測定および算出に関与するバッファがクリアされ、かつ、姿勢番号用のインデクスｎが値１を受け取る（ステップST2）。続いて、ディスプレイユニット20および／または高さ関連の指示生成ユニット36は、ユーザーに一つの姿勢を取るよう指示し、その後、ユーザーはＳＴＡＲＴ信号を生成する（ステップST3）。（通常、操作可能な入力ユニット22はＳＴＡＲＴボタンを有し、ユーザーは、用意ができたときにＳＴＡＲＴボタンを押す。）ＳＴＡＲＴボタンが押されたのに応答して、該装置は、脈波検出ユニット10を作動させ、そしてその出力がＡ／Ｄコンバータ12によってデジタル化され、脈波パラメータ決定ユニット16によって受信される（ステップST4）。該決定ユニットは、脈波パラメータを算出する（ステップST5）。これらのパラメータは、収縮期血圧（S）、拡張期血圧（D）、収縮期および拡張期の脈波速度（通常、異なる位置において同時に体積または圧力の波形を測定することによって算出される）、脈波パターンの幾何学的特徴、ならびに、脈容量（ΔV）、脈面積、および／または脈の直径を含み得る。ステップST6では、得られたパラメータが適合性について試験され、例えば、適合性の試験は、SまたはDが、予め定められた範囲内であることであり得る。逸脱した値は、例えば、測定の間の器官の動きまたは不適切なカフの配置によって生じ得る。通常、ユーザーまたはオペレータが問題に気付いて測定を繰り返すことを望んだ場合には、測定値は、操作可能な入力ユニット22を介してマニュアルで削除され得る。それに応答して、測定値はデータストレージ18から削除され、ステップST8およびST9は、削除された測定を繰り返す指示を生じる。パラメータが不適合であれば、装置はステップ（ST3）に戻る。] 図４
[0081] いくつかの適用のためには、ステップST7において、許容される脈波パラメータは、高さ関連の入力ユニット32または高さ検出ユニット33によって提供される高さ関連のデータと共に、データストレージ18に保存される。（もしそれがあれば）以前に保存された脈波パラメータを用いて、ステップST8において、該装置は、該パラメータおよびステップST10において算出されるそれらの統計的有意性（統計的有意性を算出する処理に関するさらなる詳細は以下で与える）を用いて、生理的パラメータの決定のためにより多くの測定値が望ましいかどうかを決定する。生理的パラメータの算出のためにより多くの測定値が望ましい場合、姿勢番号ｎに新たな値ｍが適用され（ステップST9）、処理はステップST3に戻り、ST3において、ディスプレイ20は、新たな姿勢（番号ｍ）を表示し、かつ／または、ユーザーに対してこの姿勢を取るよう信号を送り、かつディスプレイはユーザーに測定を開始するよう指示する。]
[0082] 通常、ユーザーは、予め定められた順番（例、図１Ａの姿勢１から７）で姿勢を取るよう指示される。いくつかの実施形態では、ユーザーは、操作可能な入力ユニット22を介して、マニュアルでの姿勢の選択により、この自動処理を変更（オーバーライド）できる。加えて、ステップST10では、該装置は、逸脱した測定値（それは必ずしも先回の測定値ではない）を識別してもよい。例えば、該装置は、動脈パラメータの読み取り値の一つが他の動脈パラメータの読み取り値によって確立された関係から逸脱することを確認することによって、逸脱した測定値を識別してもよい。通常、逸脱した測定値の識別に応じて信号が生成され、該信号が、好ましい姿勢での１つ以上の測定を繰り返すようにユーザーに指示する。いくつかの実施形態では、動脈パラメータ算出ユニットは、例えば動脈特性の決定のために逸脱した測定値を用いないことにより、逸脱した測定値の決定に応じて測定（measurementxt）を繰り返すことを被験者に指示することなく、被験者の動脈特性を決定する。通常、生理的パラメータのセットが十分な精度（該パラメータのセットは、製造者によって予め定められたか、あるいは、操作可能な入力ユニット22を介してユーザーおよび／または医療従事者によって予め選択されたものである）で決定されたときには、算出の結果がディスプレイユニット20に表示され、かつデータストレージ18に自動的に保存される（ステップST11）。] 図１Ａ
[0083] ここで図５を参照する。図５は、本発明の実施形態に従った、被験者の生理的パラメータを決定するプロセスを示すフローチャートである。通常、生理的パラメータは、式２、４、５および８に従って、Y対Xのプロットの線形回帰によって決定される。いくつかの実施形態では、算出された生理的パラメータの統計的有意性を決定するために、傾きの統計的有意性が決定される。] 図５
[0084] 算出プロセスの理解のために、以下の統計学的な背景が有用であり得る。０でない傾きを有する直線関係にフィットすると仮定したｎ個のデータ点[Ｘ(i);Ｙ(i)]（i＝1,2...,n）を与える。この仮定をテストするための標準的な統計学的方法は、以下の通りに定義される相関係数ｒを決定することである。
r2＝σ2XY／(σXσY) （式１５）
ここで、σ2X＝<(Ｘ(i)-<Ｘ(i)>)2>
式中、ブラケットは平均化操作（すなわち、ｎ個の項を加算して結果をｎで割る）を表す。]
[0085] 同様に、
σ2Y＝<(Ｙ(i)-<Ｙ(i)>)2>、および、
σ2XY＝<(Ｙ(i)-<Ｙ(i)>)(Ｘ(i)-<Ｘ(i)>)>
である。]
[0086] σXおよびσYは、それぞれXおよびYのデータの標準偏差である。rの値は1（完全な相関）から0（相関なし）までの範囲である。ｎ個のデータ点に対して算出されるrの値は、以下のようにして傾きの有意さｐに関係する（SokalRRおよびRohlf FJ (1981) "Biometry" 2nd ed. Chap 15 pp. 561-616, Freeman, New York（これは、参照したことにより本明細書に組み込まれる）を参照されたい。)。]
[0087] パラメータr2(n-2)／(1-r2)は、t2に等しく、ここでt（周知のtテストから付けられた）は有意水準ｐおよびｎの関数であり、標準的な統計表に見られる。所与のｎから始めてp<0.05を要求する場合、以下の通りtの関数としてr2を表すことによってr-criticalの値を決定することができる。
r2-critical＝1／[((n-2)／t2)+1]]
[0088] r>r-criticalに対して、傾きはp<0.05の水準内で有意となる。以下の表は関連するデータを挙げている。]
[0089] ]
[0090] 代替的には、類似の方法を非線形モデル、例えばy＝a+bx+cx2（a、bおよびcは、相関係数rも与える標準的な非線形回帰の方法により決定される）に対して適用することができる。非線形回帰の場合でも同様に、r＝1は提案されたモデルとデータとの間の完全な一致、r＝0は完全な不一致に対応する。r-criticalの値を予め決定する、線形モデルに関して上述したのと同じ方法を非線形モデルに適用することができる。]
[0091] いくつかの実施形態では、該装置は、ユーザーが多くの姿勢を取っている間に一連の測定を行うことをユーザーに指示する（ステップST3、図４に示す）。姿勢は、デフォルトのパターンに従ってもよく、各測定のための姿勢はステップST9において決定され、あるいは、ユーザーが特定の姿勢を取ることによりマニュアルで選択されてもよい。通常、マニュアルでの操作は、好ましい姿勢のデフォルトの順序をオーバーライドする。連続する測定のプロセスは、為された測定が予め定められた最小の姿勢の数を含むときに、終了する（ステップST81）。いくつかの適用のためには、ユーザーは、（マニュアルで選択された）同一の姿勢での多くの測定を自発的に行うことができるが、十分な異なる姿勢がこれらの測定に含まれない限り、算出は行われない。いくつかの実施形態では、多くの異なる姿勢での測定値の取得が、十分広範な高さ依存的な脈波パラメータを測定するために利用される。いくつかの適用のためには、算出されたrの値は、対応する保存されたr-criticalの値と比較される（ステップST101）。r>r-criticalである場合、該装置は回帰分析を行い（ステップST104）、結果が表示および保存される（ステップST11）。同じ手順が非線形回帰モデルに適用され得る。] 図４
[0092] いくつかの実施形態では、線形回帰分析は、von Eye AおよびSchuster Cによる"Regression Analysis for Social Science"（Academic Press, San Diego, 1998, Chap 12, pp. 209-236）というタイトルの論文("von Eye 1998")に記載された技術に従って、および、上掲したGavish 2008に記載されるようにして行われる。これらの両論文は参照により組み込まれる。SとDとの関係のモデルとなる線形回帰直線の傾きは、標準回帰をrで割ることにより導出される傾きによって見積もることができ、これは、対称的な回帰により算出される傾きは、標準回帰をrで割ることにより導出される傾きによって見積もることができるというGavish 2008に記載された知見に基づく。標準回帰によって導出される傾きはr(σY／σX)により表されることが当該分野で公知であるため、対称的な回帰によって算出される傾きは、Gavish (2008)の知見に従って、(σY／σX)であると見積もることができる。]
[0093] 本発明の範囲には、測定機器を用いて第１の変量および第２の変量を測定すること、ならびに、(a)第１の変量の標準偏差を(b)第２の変量の標準偏差で割ることにより、第１の変量と第２の変量との間の線形関係を決定することが含まれる。この決定ステップは、通常、制御ユニットを用いて行われる。いくつかの実施形態では、第１および第２の変量はそれぞれ、被験者の収縮期および拡張期の血圧である。]
[0094] いくつかの実施形態では、当該分野で公知の技術を用いて、逸脱した点を検出する代替的または付加的な方法が用いられる。例えば、回帰直線からの点の逸脱は、Gavishへの米国特許6,662,032に記載された技術を用いて、および／またはvon Eye 1998に記載された技術を用いて決定され得る。]
[0095] 通常、傾きが有意でない、すなわちrデータ点を識別し、それを除外する（ステップST102）。いくつかの実施形態では、これは、[Ｘ(j);Ｙ(j)]のデータ点を除外し、残りのn-1個の点（i＝1からnであるが、i<>j）を用いてｒ(j)を算出することによって為される。最大のｒ(j)の値は、最も逸脱したデータ点を除外して取得される。ｒ(j)がr-criticalよりも大きいことが分かったときには、n-1個のデータ点に対応して（ステップ103）回帰分析（ステップST104）が前に記載したようにして適用される。いくつかの実施形態では、rが臨界値に達していなければ、ユーザーは、適当な姿勢で、最も逸脱していることが分かった測定を繰り返すよう指示される（ステップST9）。代替的には、ユーザーは、ユーザーが選択した姿勢でさらなる測定を行うよう指示される。傾きが有意なものに達しない限り、繰り返しの回数が予め定められた最大値に達するまで、逸脱したデータ点が新たなものに置き換えられ、分析が繰り返される（ステップST82）。いくつかの実施形態では、繰り返しの回数が最大値に達したときに、傾きが解析され、非有意のための特別な印と共に結果が表示される。いくつかの実施形態では、繰り返しの回数が最大値に達した後であっても、ユーザーは、ユーザーが選択した姿勢での測定を自発的に追加することができる。自発的な測定の結果を含む結果が統計的に有意なものであれば、被験者の生理的パラメータは、当該自発的な測定に応じて算出され得る。通常、回帰分析によって決定された各パラメータに対して、（例えばvon Eye 1998論文においておよびGavish 2008論文において記載された方法を用いて）決定の誤差を見積もることができる。いくつかの実施形態では、この誤差は、保存および／または表示される。]
[0096] いくつかの実施形態では、ST104は、回帰のパラメータおよび心臓の高さで為された測定の識別を用いて、心臓の高さの姿勢での血圧を見積もることを有する。いくつかの実施形態では、このような心臓の高さでの血圧の決定は、異なる高さで為される多くの測定を含み、かつ得られる回帰直線は平均を表すため、多くの測定の標準的な平均化よりも正確である。いくつかの適用のためには、収縮期動脈壁硬化度および／または拡張期動脈壁硬化度などの他の圧力依存的なパラメータが心臓の高さで決定される。]
[0097] ここで図６を参照する。図６は、本発明の実施形態に従った、血圧を測定するカフと共に使用するための操作可能な入力ユニット22、ディスプレイユニット20、および高さ関連の指示生成ユニット36の概略図である。通常、高さ関連の指示生成ユニット36は、異なる姿勢を取るようにユーザーに指示し、また、ユーザーがその姿勢を取ったときに、脈波検出ユニット10（図３Ａに示す）が血圧を測定する。いくつかの実施形態では、該装置は、ユーザーに音声指示を与えるためのスピーカーを有する。通常、該ユニットは、１以上のスクリーン、および、データ入力用のボタンを有する。いくつかの適用のためには、ディスプレイユニット20は、２種類のスクリーンを有する。一つのタイプは測定の間に用いられ（スクリーン100）、他方は、生理的パラメータを報告するために用いられる（スクリーン200）。通常、スクリーン100は、ユーザーが取るべき姿勢（例、図１Ａに示した７つの姿勢）を表示し、スクリーン200は、表示される様々な変量の名前および単位を表示する。この基本的ディスプレイ構成は、示した全ての実施形態で共有される。] 図１Ａ 図３Ａ 図６
[0098] いくつかの実施形態では、操作可能な入力ユニット22のＯＮボタンが押されたときに、測定用スクリーン100は表示される。いくつかの適用のためには、該スクリーンは、
i）「１」と番号付けされる、デフォルトで選択される姿勢、
ii）この数字を指す「姿勢（posture）標識」、および／または、
iii）ディスプレイの最上部において日付および時刻
を示す。]
[0099] いくつかの実施形態では、スピーカーは、ユーザーが取るべき姿勢を説明する音声指示（例、「手を自由に垂れ下げて、準備ができたらＳＴＡＲＴを押してください」）を与える。いくつかの実施形態では、音声指示の間、「姿勢標識」は消滅し、ＳＴＡＲＴボタンが押されるまで、上にある「開始（start）標識」が点滅する。いくつかの実施形態では、血液循環が十分回復するのを確実にするために、指示が与えられるのと測定が行われるのとの間に時間差がある。]
[0100] いくつかの実施形態では、ユーザーは、最初に、血圧測定部位が心臓の高さにある姿勢を取るように指示される。いくつかの適用のためには、この特定の姿勢のために、ハート様のアイコンも表示される。いくつかの実施形態では、ユーザーがＳＴＡＲＴを押すと、該装置は、測定を開始し、収縮期ＢＰ、拡張期ＢＰおよび脈拍数の値を表示し、対応するラベル「ＳＹＳ」、「ＤＩＡ」および「Ｐｕｌｓｅ」が、好適な単位と共に、平行な配置でボックスカバーに表示される。これらのパラメータは、通常、ユーザーがＤｅｌｅｔｅボタンを押して測定結果を削除するまで、日付および時間ならびに姿勢番号と共に保存される。いくつかの実施形態では、誤った測定が行われた場合、適当なエラーメッセージが表示される（例、収縮期ＢＰデータの位置にＥＲＲが表示される）。いくつかの実施形態では、音声メッセージが「訂正指示」（例、「測定の間は手を動かさないでください。」または「測定を繰り返してください。」）を与える。いくつかの実施形態では、最初の測定は常に繰り返される。]
[0101] いくつかの実施形態では、異なる姿勢での一連の測定は、ＰＯＳＴＵＲＥを押すことによって開始される。各測定を完了したらユーザーはＰＯＳＴＵＲＥボタンを押し、そして次の姿勢が表示される。ＰＯＳＴＵＲＥを押す前にＳＴＡＲＴを押すと、測定が繰り返されて、新たなデータ点が同じ姿勢に対して加えられる。この処理は、通常、指定された全ての姿勢で測定が行われるまで繰り返される。いくつかの実施形態では、ＰＯＳＴＵＲＥを押した後にＤｅｌｅｔｅを押すことで、現在の姿勢が無視され、以前の姿勢で測定が行われる。これは、ある姿勢に到達するのが難しい場合（例、手の動きが制限された人にとっての挙手）、または、ＢＰが高すぎる場合（これは、最も低いセンサの配置での測定の間、痛みをもたらし得る）、または、ＢＰが低すぎる場合（これは、最も高いセンサの配置での測定を機器が失敗する結果となる）に、重要であり得る。このプロセスの間、該装置は、図４および図５に関して説明したデータ処理を行う。] 図４ 図５
[0102] この処理は、例えば、パラメータASI、および／または、式１３を用いてASIから算出されるPP-nonelastic／PP-elastic比の決定をもたらし、これは、スクリーンが「非弾性（nonelastic）」と示す場所の隣に分析用スクリーン200によって表示される。通常、ユーザーが取る異なる姿勢は、ＢＰの変動を生成するための手段として役立つ。従って、表示されたのと全く同じ姿勢を取ることは必ずしも重要でない。]
[0103] いくつかの実施形態では、心臓の高さでの血圧は、回帰モデルを用いて算出され、スクリーン上に表示される。いくつかの適用のためには、平均脈拍数もまた表示される。]
[0104] ここで図７を参照する。図７は、本発明の実施形態に従った、血圧および脈容量を測定するカフと共に使用するための、操作可能な入力ユニット22、ディスプレイユニット20、および高さ関連の指示生成ユニット36の概略図である。該ユニットは、通常、分析用スクリーン300および400を有する。（いくつかの実施形態では、スクリーン300および400に示されるデータは全て、単一のスクリーンに示される。）] 図７
[0105] 分析用スクリーン300および400は、付加的な脈波パラメータ、および／または、（ASIおよび／またはPP-nonelastic／PP-elastic比に加えて、）測定された付加的な脈波パラメータから算出され得る付加的な動脈特性をさらに表示する点で、図６の分析用スクリーン200とは異なる。例えば、付加的な脈波パラメータは、脈面積、脈の直径、脈容量、動脈キャパシタンス、および／または動脈の膨張性を含み得る。（図７に示されるように、スクリーン400に現れる用語「キャパシティ（Capacity）」は、動脈キャパシタンスを表すことに留意されたい。）付加的な動脈特性は、収縮期動脈壁硬化度、拡張期動脈壁硬化度、および／またはゼロ硬化度圧力を含み得る。いくつかの実施形態では、動脈特性の一部または全ては、心臓の高さで見積もられ、心臓の高さを表す記号の隣りに表示される。いくつかの実施形態では、導出される脈波パラメータおよび／または動脈特性の全てが表示されるわけではない。] 図６ 図７
[0106] ここで図８を参照する。図８は、本発明の実施形態に従った、操作可能な入力ユニット22、ディスプレイユニット20、および高さ関連の指示生成ユニット36の概略図であり、これらは、血圧を測定する脈波検出ユニット10、および、血圧測定部位の高さに関する情報をマニュアルで受信するための高さ関連の入力ユニット32と共に用いられる。図８の装置は、概しては図６の装置と類似している。図８の装置は数字セレクタを有し、該数字セレクタは例えば、二つの方法の一つで高さの指標を入力するためのものである。i）高さはユーザーによって測定され、入力される、または、ii）後述するような指示構造体の高さに対応する符号が入力される。該装置は分析用スクリーン500を有し、分析用スクリーン500は、（ASIに加えて、）例えば、高さに対する収縮期血圧の微分係数、および、高さに対する拡張期血圧の微分係数を表示する。] 図６ 図８
[0107] ここで図９を参照する。図９は、本発明の実施形態に従った、操作可能な入力ユニット22、ディスプレイユニット20、および高さ関連の指示生成ユニット36の概略図であり、これらは、血圧および脈容量を測定する脈波検出ユニット10、および、血圧測定部位の高さに関する情報をマニュアルで受信するための高さ関連の入力ユニット32と共に用いられる。いくつかの実施形態では、該装置は、分析用スクリーン350、400および500を有し、これらは、既知の高さにおける血圧および脈容量の測定値を用いて算出され得るパラメータを表示するためのものである。] 図９
[0108] ここで図１０を参照する。図１０は、本発明の実施形態に従った、操作可能な入力ユニット22、ディスプレイユニット20、および高さ関連の指示生成ユニット36の概略図であり、これらは、血圧を測定する脈波検出ユニット10（図３Ａに示されている）、および、血圧測定部位の高さに関する情報を受信するための高さ検出ユニット33と共に用いられる。該装置は、図８に関して説明した装置と概しては類似しているが、以下の違いを有する。i）脈波センサの高さは、高さ検出ユニットによって直接測定され、かつ、ii）高さを入力するためのキーはない。] 図１０ 図３Ａ 図８
[0109] ここで図１１を参照する。図１１は、本発明の実施形態に従った、操作可能な入力ユニット22、ディスプレイユニット20、および高さ関連の指示生成ユニット36の概略図であり、これらは、血圧および脈容量を測定する脈波検出ユニット10（図３Ａに示されている）、および、血圧測定部位の高さに関する情報をセンサを介して受信するための高さ検出ユニット33と共に用いられる。いくつかの実施形態では、該装置は、分析用スクリーン350、400および500を有し、これらは、既知の高さにおける血圧および脈容量の測定値を用いて算出され得るパラメータを表示するためのものである。] 図１１ 図３Ａ
[0110] ここで図１２を参照する。図１２は、本発明の実施形態に従った、血圧測定部位を支持するための支持構造体40の概略図である。示した支持構造体は、異なる高さで血圧を測定するために、手首カフを有する前腕を支持するために設計されている。通常、前腕支持構造体40は、支持アーム50を有し、支持アーム50は、高さ固定ロッド60に連結され、該高さ固定ロッドは、垂直な配置に保たれ、かつ、基部（図示せず）に連結されるか、または壁もしくは任意の他の安定な構造体（図示せず）に堅固に固定されるかによって高さを固定されている。いくつかの実施形態では、前腕支持体は、２つの支持アーチ51を有し、支持アーチ51は、ユーザーが彼／彼女の前腕を置くことができる距離でフォーク状ホルダ52によって固定されている。] 図１２
[0111] 通常、フォーク状ホルダ52の伸長部53は、矢印57および59で示されるように、可変の突出部（すなわち、「伸縮自在」の機能）と共に自由に回転する様式で、ホルダ54に挿入される。支持アーチ51の形態は、通常、伸長部53が、おおよそカフの重心に向くように選択される。ホルダ54は、カップラーにより高さ固定ロッド60に固定され、該カップラーは位置ロッカー56を有し、位置ロッカー56は、通常2〜10cm間隔（例、5cm間隔）でロッド64上に予め定められた高さにおいて作られた溝62の一つに押し込まれていることによって、前腕支持体40の高さを固定する。カップラーおよび位置ロッカー56を有するホルダ54は、高さ支持ロッド60に垂直な平面内で自由に回転する。その結果、前腕支持体40は、高さHを選択する簡便な手段をオペレータに提供するが、選択された高さに前腕を置くのに快適な姿勢を見つけるために必要なあらゆる自由度をユーザーに残している。溝62は、高さに関連する符号で印付けされている。ユーザーが着席したとき、心臓の高さが溝62の一つの高さに近いことが推奨される。いくつかの実施形態では、心臓の高さとカフの重心との間にわずかな差がある場合、オペレータは、〜2.5cmの高さの薄いクッションを置いて、その差を低減させることができる。]
[0112] このようにして、心臓の高さの高さに関連する符号は、高さに関連する符号によって特徴付けられた、異なる予め定められた高さでの脈波パラメータの測定のための基準を生成する。例えば、高さに関連する符号が、（図示されるように）#1、#2、#3...と番号付けされ、単位の変化は5cmの高さの間隔に対応し、心臓の高さは符号番号5に関連している場合、前腕を符号番号10に対応する配置に置くことは、カフが心臓の高さよりも25cm上方にあることを意味する。]
[0113] このような補助具の使用は、手首（リスト）型のカフに限定されるものではない。カフの重心を予め定められた高さに保持しつつ、カフを有する手足を快適な姿勢に置くために多くまたは全ての可能な自由度を保つという原理は、多くの他の方法で実装され得る。腕または手首の厚さは人によって大きく異なり得るため、ホルダ54の高さに対して支持アーチ51の深さが異なる多くの支持アーム50があってもよいし、あるいは、単一のモデルの支持アーム50が、この可変量を調節するための適切な構成（図示せず）と共に備えられてもよい。]
[0114] 図８および図９に関して説明したように、高さに関連する符号（または高さそれ自体）は入力され得るが、いくつかの実施形態では、該符号は電子的に該装置に伝えられる。一つの実施形態を図の右側に示している。前腕支持体40のロッド64は、一連のレジスタ（R）を有し、ロッド60への支持アーム50の連結により、高さに関連する符号と共に直線的に増加する抵抗が生成される。この抵抗は、装置への入力として働き、装置は、抵抗を、対応する高さに変換する。このようにして、前腕支持体40は、高さ検出ユニット33の感知コンポーネントとして機能し、また、装置のインターフェースは図１０または図１１に示す通りである。いくつかの実施形態では、本明細書に記載されるように、高さ検出ユニットは前腕支持体40に連結され、本明細書に記載の技術に従って、前腕支持体の高さを検出する。] 図１０ 図１１ 図８ 図９
[0115] 脈波検出ユニットが脈容量を検出する実施形態を説明してきたが、本発明の範囲には、脈容量と直接的に関連する他の脈波パラメータ（例、脈面積および脈の直径）を検出する脈波検出ユニットが含まれる。]
[0116] 高さの指標が検出されるか、または高さ関連の入力ユニットに入力される実施形態を説明してきたが、いくつかの実施形態では、例えば、位置センサ、加速度センサ、超音波検出器を用いて、および／または異なる方法を用いて、実際の高さが検出され、および／または高さ関連の入力ユニットに入力される。いくつかの実施形態では、上記センサの一つ以上が脈波検出ユニットに連結され、被験者の身体の一部分に連結された脈波検出ユニットの少なくとも一部分の高さを測定する。例えば、センサは、被験者の腕に連結された血圧カフに連結され得る。]
[0117] 上述した本発明のいくつかの実施形態では、高さを（何らかの形態の）入力として利用するが、本発明の範囲には、高さの入力無しで血管の特徴を決定すること、および、例えば、測定が為された特定の高さを示すことなく、異なる高さで記録された複数の測定値に基づいて血管の特徴を決定することが含まれることも理解すべきである。]
[0118] 上述した本発明のいくつかの実施形態および添付の特許請求の範囲では、血圧センサが記載されているが、用語「血圧センサ」の範囲には、動脈圧に応じた信号を生成するあらゆるセンサ、例えば、血圧測定カフ、フォトプレチスモグラフ(photoplethysmograph)、および／または、動脈圧に応じた指標を生成するための当該分野で公知のあらゆる他のセンサが含まれることも理解すべきである。]
[0119] 本発明は上で特に示して説明したものに限定されないことが、当業者には理解されるであろう。むしろ、本発明の範囲には、上述した様々な特徴の組み合わせおよび部分的組み合わせの両方、ならびに、先行技術にはなく、上記説明を読んだ当業者が思い付くであろうそれらの変形および改良が含まれる。]

权利要求:

請求項1
装置であって、当該装置は、脈波検出ユニットを有し、該脈波検出ユニットの少なくとも一部分は、被験者の身体の一部分に連結されるように構成されており、該脈波検出ユニットは、被験者の身体の一部分の動脈圧に応じた信号を生成するように構成されており、かつ、制御ユニットを有し、該制御ユニットは、脈波パラメータ決定ユニットを有し、該脈波パラメータ決定ユニットは、被験者の身体の一部分に連結された脈波検出ユニットの一部分が被験者の心臓に対してそれぞれ第１および第２の高さにある間に、前記脈波検出ユニットから、それぞれ第１および第２の信号を受信するように構成されており、かつ、該制御ユニットは、動脈パラメータ算出ユニットを有し、該動脈パラメータ算出ユニットは、前記の第１および第２の信号を処理することによって、被験者の動脈特性を決定するように、かつ、該動脈特性の決定に応じて出力を生成するように構成されている、前記装置。
請求項2
脈波検出ユニットが、血液容量の測定に応じて信号を生成するように構成されている、請求項１記載の装置。
請求項3
脈波検出ユニットが、血管内圧センサを有する、請求項１記載の装置。
請求項4
脈波パラメータ決定ユニットによる上記第１の信号の受信にひき続いて、かつ、脈波検出ユニットによる上記第２の信号の生成よりも前に、動脈パラメータ算出ユニットが上記第２の高さを決定するように構成されており、該第２の高さは、脈波検出ユニットが上記第２の信号を生成するときに、被験者の身体の一部分に連結された脈波検出ユニットの一部分が在るべき高さであり、かつ、動脈パラメータ算出ユニットが上記第２の高さの決定に応じて出力を生成するように構成されている、請求項１記載の装置。
請求項5
脈波検出ユニットが、フォトプレチスモグラフのセンサを有する、請求項１記載の装置。
請求項6
脈波検出ユニットが、ひずみゲージプレチスモグラフを有する、請求項１記載の装置。
請求項7
脈波検出ユニットが、被験者の血液のスペクトル特性の測定に応じて信号を生成するように構成されている、請求項１記載の装置。
請求項8
第１および第２の姿勢を取るように被験者に指示することによって、脈波検出ユニットの上記一部分がそれぞれ第１および第２の高さにある間に、動脈パラメータ算出ユニットがそれぞれの第１および第２の信号の生成を促進するように構成されている、請求項１記載の装置。
請求項9
脈波検出ユニットの上記一部分が連結された被験者の身体の上記一部分を第１および第２の高さに移動させるように被験者に指示することによって、脈波検出ユニットの上記一部分がそれぞれ第１および第２の高さにある間に、動脈パラメータ算出ユニットがそれぞれの第１および第２の信号の生成を促進するように構成されている、請求項１記載の装置。
請求項10
支持構造体を更に有し、該支持構造体は、脈波検出ユニットの上記一部分が第１および第２の高さにある間に、脈波検出ユニットの上記一部分が連結された被験者の身体の上記一部分を、上記信号の受信の間に支持するように構成されている、請求項１〜７のいずれか１項記載の装置。
請求項11
それぞれ第１および第２の高さに関連付けられた高さに支持構造体を移動させることによって、脈波検出ユニットの上記一部分がそれぞれ第１および第２の高さにある間に、動脈パラメータ算出ユニットが上記の第１および第２の信号の生成を促進するように構成されている、請求項１０記載の装置。
請求項12
それぞれ第１および第２の高さに関連付けられた高さに支持構造体を移動させるよう被験者に指示することによって、脈波検出ユニットの上記一部分がそれぞれ第１および第２の高さにある間に、動脈パラメータ算出ユニットが上記の第１および第２の信号の生成を促進するように構成されている、請求項１０記載の装置。
請求項13
制御ユニットが、上記の第１および第２の高さに関連付けられた高さの指標を受信するように構成されており、かつ、動脈パラメータ算出ユニットが、上記の第１および第２の信号ならびに上記の第１および第２の高さに関連付けられた高さの指標を処理することによって、被験者の動脈特性を決定するように構成されている、請求項１〜７のいずれか１項記載の装置。
請求項14
制御ユニットに連結された高さ関連入力ユニットを更に有し、該制御ユニットは、該高さ関連入力ユニットを介して、被験者から上記の高さの指標を受信するように構成されている、請求項１３記載の装置。
請求項15
高さ検出ユニットを更に有し、該高さ検出ユニットは、上記の第１および第２の高さを検出するように構成されており、上記制御ユニットが、該高さ検出ユニットから上記高さの指標を受信するように構成されている、請求項１３記載の装置。
請求項16
上記高さ検出ユニットが位置センサを有し、該位置センサは、被験者の身体の上記一部分に連結された脈波検出ユニットの上記一部分に連結されており、かつ、脈波検出ユニットの上記一部分の空間的位置の指標となる信号を生成するように構成されている、請求項１５記載の装置。
請求項17
高さ検出ユニットが加速度センサを有し、該加速度センサは、被験者の身体の上記一部分に連結された脈波検出ユニットの上記一部分に連結されており、該脈波検出ユニットの上記一部分の空間的位置の指標となる信号を生成するように構成されている、請求項１５記載の装置。
請求項18
高さ検出ユニットが超音波検出器を有し、該超音波検出器は、被験者の身体の上記一部分に連結された脈波検出ユニットの上記一部分に連結されており、かつ、該脈波検出ユニットの該一部分の空間的位置の指標となる信号を生成するように構成されている、請求項１５記載の装置。
請求項19
支持構造体を更に有し、該支持構造体は、脈波検出ユニットの上記一部分が連結された被験者の身体の上記一部分を、上記信号の受信の間、支持するように構成されており、高さ検出ユニットは、該支持構造体の一部分の高さを測定するように構成されており、該支持構造体の該一部分の高さは、脈波検出ユニットの上記一部分の高さに関係付けられているものである、請求項１５記載の装置。
請求項20
液体を更に有し、該液体の圧力は、上記支持構造体の上記一部分の高さに依存しており、高さ検出ユニットは圧力センサを有し、該圧力センサは、該液体の圧力を測定するように構成されている、請求項１９記載の装置。
請求項21
高さ検出ユニットが位置センサを有し、該位置センサは、その空間的位置の指標となる信号を生成するように構成されており、かつ、該位置センサは、上記支持構造体の上記一部分に連結されている、請求項１９記載の装置。
請求項22
高さ検出ユニットが１つ以上の電気的コンポーネントを有し、該電気的コンポーネントは、その特性が上記支持構造体の上記一部分の高さに依存するように連結されている、請求項１９記載の装置。
請求項23
高さ検出ユニットが１つ以上のレジスタを有し、該レジスタは、それを通過する電流が支持構造体の上記一部分の高さに依存するように連結されている、請求項２２記載の装置。
請求項24
脈波パラメータ決定ユニットが、さらに、被験者の身体の上記一部分に連結された脈波検出ユニットの上記一部分が被験者の心臓に対してそれぞれ第３および第４の高さにある間に、被験者の身体の上記一部分の動脈圧に応じた少なくとも第３および第４の信号を、脈波検出ユニットから受信するように構成されており、かつ、被験者の第１、第２、第３および第４の脈波パラメータを決定するように構成されており、これらのパラメータは各々の高さに対応しており、かつ、前記パラメータの一つが許容できないことを決定するように構成されており、かつ、許容できないそのパラメータを使用しないように構成されている、請求項１〜９のいずれか１項記載の装置。
請求項25
脈波パラメータ決定ユニットが、被験者に対して出力信号を生成するように構成されており、該出力信号は、該脈波パラメータ決定ユニットが上記パラメータの一つが許容できないと決定したことに応じて、被験者が測定を繰り返すべきであることを示すものである、請求項２４記載の装置。
請求項26
脈波パラメータ決定ユニットが、さらに、被験者の身体の上記一部分に連結された脈波検出ユニットの上記一部分が被験者の心臓に対してそれぞれ第３および第４の高さにある間に、被験者の身体の上記一部分の動脈圧に応じた少なくとも第３および第４の信号を脈波検出ユニットから受信するように構成されており、かつ、被験者の第１、第２、第３および第４の動脈パラメータを決定するように構成されており、これらのパラメータは、各々の高さに対応するものであり、かつ、前記動脈パラメータの一つが他の動脈パラメータによって確立された関係から逸脱していることを確認するように構成されており、かつ、被験者の動脈特性の決定において、前記関係から逸脱している動脈パラメータを使用しないように構成されている、請求項１〜９のいずれか１項記載の装置。
請求項27
動脈パラメータ算出ユニットが、被験者に対して出力信号を生成するように構成されており、該出力信号は、動脈パラメータ算出ユニットが上記動脈パラメータの一つが上記関係から逸脱していると決定したことに応じて、被験者が測定を繰り返すべきであることを示すものである、請求項２６記載の装置。
請求項28
上記動脈パラメータの一つが上記関係から逸脱していると動脈パラメータ算出ユニットが決定したことに応じて、測定を繰り返すべきであることを被験者に指示することなく、被験者の動脈特性を決定するように、該動脈パラメータ算出ユニットが構成されている、請求項２６記載の装置。
請求項29
回帰分析によって第１の変量と第２の変量との間の線形関係を決定することによって上記動脈特性を決定するように、動脈パラメータ算出ユニットが構成されている、請求項１〜９のいずれか１項記載の装置。
請求項30
上記第１の変量が収縮期血圧を含み、上記第２の変量が拡張期血圧を含み、かつ、該収縮期血圧と該拡張期血圧との間の線形関係を決定することによって、上記の線形関係を決定するように、動脈パラメータ算出ユニットが構成されている、請求項２９記載の装置。
請求項31
上記第１の変量が血圧を含み、上記第２の変量が高さを含み、かつ、血圧と高さとの間の線形関係を決定することによって、上記の線形関係を決定するように、動脈パラメータ算出ユニットが構成されている、請求項２９記載の装置。
請求項32
脈波パラメータ決定ユニットが、脈波検出ユニットから、収縮期および拡張期の血圧センサのそれぞれの信号を受信するように構成されており、かつ、動脈パラメータ算出ユニットが、収縮期および拡張期の血圧のそれぞれの指標を受信したときに、（ａ）収縮期および拡張期の血圧信号を（ｂ）脈波検出ユニットの上記一部分の高さに関係付ける、収縮期および拡張期のそれぞれの傾きを決定するように構成されており、かつ、収縮期および拡張期のそれぞれの血圧の指標を受信したときに、（ａ）収縮期および拡張期の血圧信号を（ｂ）脈波検出ユニットの上記一部分の高さに関係付ける、該決定された収縮期と拡張期の傾きから、被験者の動脈硬化度の指数を決定するように構成されている、請求項３１記載の装置。
請求項33
動脈パラメータ算出ユニットが、上記線形関係に基づいて、被験者の心臓の高さにおいて被験者の血圧を決定するように構成されている、請求項３１記載の装置。
請求項34
動脈パラメータ算出ユニットが、上記第１の変量の標準偏差を上記第２の変量の標準偏差で割ることによって回帰分析を行うように構成されている、請求項２９記載の装置。
請求項35
上記線形関係が、上記第１の変量と上記第２の変量との間の傾きを含み、かつ、動脈パラメータ算出ユニットが、上記第１の変量の標準偏差を上記第２の変量の標準偏差で割ることによって、上記第１の変量と上記第２の変量との間の傾きを決定するように構成されている、請求項３４記載の装置。
請求項36
動脈パラメータ算出ユニットが、線形性の程度および上記第１の変量と上記第２の変量との間の相関の有意さを決定することにより、動脈特性を決定するように構成されている、請求項２９記載の装置。
請求項37
上記第１の変量と上記第２の変量との間の線形関係の、第１の相関係数を算出することによって、かつ、データ点を除去し、かつ、該データ点が除去された、上記第１の変量と上記第２の変量との間の線形関係の第２の相関係数を算出することによって、かつ、上記第１の相関係数を上記第２の相関係数と比較することによって、逸脱したデータ点を識別するように、動脈パラメータ算出ユニットが構成されている、請求項３６記載の装置。
請求項38
脈波検出ユニットの上記一部分が血圧カフを有し、該血圧カフは、被験者の身体の上記一部分に連結されるように構成されており、かつ、脈波検出ユニットが血圧センサを更に有し、該血圧センサは、第１および第２の血圧センサのそれぞれの信号を生成することにより、上記の第１および第２の信号を生成するように構成されている、請求項１〜４のいずれか１項記載の装置。
請求項39
上記カフが腕カフを有し、該腕カフは、被験者の腕の周囲に配置されるように構成されている、請求項３８記載の装置。
請求項40
上記カフが手首カフを有し、該手首カフは、被験者の手首の周囲に配置されるように構成されている、請求項３８記載の装置。
請求項41
上記カフが脚部カフを有し、該脚部カフは、被験者の脚の周囲に配置されるように構成されている、請求項３８記載の装置。
請求項42
脈波検出ユニットが、被験者の収縮期血圧を測定するように構成されている、請求項３８記載の装置。
請求項43
脈波検出ユニットが、被験者の拡張期血圧を測定するように構成されている、請求項３８記載の装置。
請求項44
動脈パラメータ算出ユニットが、上記の第１および第２の血圧センサの信号を処理することにより、被験者の脈圧の弾性成分、脈圧の非弾性成分、および、脈圧の非弾性成分に対してその弾性成分を関係付ける比を決定するように構成されている、請求項３８記載の装置。
請求項45
動脈パラメータ算出ユニットが、上記血圧センサの信号を処理することにより、被験者の動脈キャパシタンスを決定するように更に構成されている、請求項３８記載の装置。
請求項46
脈波検出ユニットが、被験者の収縮期血圧を測定するように構成されており、かつ、被験者の拡張期血圧を測定するように構成されており、かつ、動脈パラメータ算出ユニットが、上記の第１および第２の信号を処理することにより、収縮期血圧と拡張期血圧との関係を決定するように構成されている、請求項３８記載の装置。
請求項47
動脈パラメータ算出ユニットが、上記の第１および第２の血圧センサの信号を処理することにより、被験者の動脈硬化度の指数を決定するように構成されている、請求項４６記載の装置。
請求項48
動脈パラメータ算出ユニットが、上記の第１および第２の血圧センサの信号を処理することにより、被験者の収縮期および拡張期の血圧同士の間の関係を規定する傾きおよび横座標を決定するように構成されており、該関係は線形である、請求項４６記載の装置。
請求項49
脈波検出ユニットが脈センサを有し、該脈センサは、被験者の脈容量に関する脈容量の信号を生成するように構成されており、脈波パラメータ決定ユニットが、被験者の身体の上記一部分に連結された脈波検出ユニットの上記一部分が、被験者の心臓に対して第１および第２のそれぞれの高さにある間に、脈容量センサからそれぞれ第１および第２の脈容量センサの信号を受信するように構成されており、かつ、動脈パラメータ算出ユニットが、上記の第１および第２の血圧センサの信号ならびに上記の第１および第２の脈容量の信号を処理することにより、被験者の動脈特性を決定するように構成されている、請求項３８記載の装置。
請求項50
上記脈容量の信号を生成するように構成されている上記脈容量センサが、上記血圧センサと同一のものである、請求項４９記載の装置。
請求項51
上記脈容量センサが、被験者の脈容量、脈面積、および、脈の直径からなる群から選択されるパラメータを測定することにより、上記脈容量の信号を生成するように構成されている、請求項４９記載の装置。
請求項52
上記の第１および第２の血圧センサの信号ならびに上記の第１および第２の脈容量の信号を処理することによって、被験者の少なくとも一つのパラメータを決定するように、動脈パラメータ算出ユニットが構成されており、該パラメータは、収縮期動脈硬化度、拡張期動脈硬化度、動脈の膨張性、および、ゼロ硬化度圧力からなる群から選択されるものである、請求項４９記載の装置。
請求項53
装置であって、当該装置は、測定機器を有し、該測定機器は、第１の変量および第２の変量を測定するように構成されており、制御ユニットを有し、該制御ユニットは、前記第１の変量の標準偏差を前記第２の変量の標準偏差で割ることにより、前記第１の変量と前記第２の変量との線形関係を決定するように構成されており、かつ、出力ユニットを有し、該出力ユニットは、前記線形関係を出力するように構成されている、前記装置。
請求項54
方法であって、当該方法は、被験者の動脈圧に応じた第１の信号を受信することを有し、該受信は、該信号を生成する機器の少なくとも一部分が、被験者の身体の一部分に連結されながら、被験者の心臓に対して第１の高さにある間に行われるものであり、第２の時点における被験者の動脈圧に応じた第２の信号を受信することを有し、該受信は、前記機器の前記一部分が被験者の心臓に対して第２の高さにある間に行われるものであり、前記の第１および第２の信号を処理することにより、被験者の動脈特性を決定することを有し、前記動脈特性の決定に応じて出力を生成することを有する、前記方法。
請求項55
上記の第１および第２の信号を受信することが、被験者の血液容量の測定に応じて該信号を受信することを有する、請求項５４記載の方法。
請求項56
上記の第１および第２の信号を受信することが、被験者の血管内の血圧の測定に応じて該信号を受信することを有する、請求項５４記載の方法。
請求項57
上記の第１および第２の信号を受信することが、被験者の血液容量のフォトプレチスモグラフでの測定に応じて該信号を受信することを有する、請求項５４記載の方法。
請求項58
上記の第１および第２の信号を受信することが、被験者の血液のスペクトル特性の測定に応じて該信号を受信することを有する、請求項５４記載の方法。
請求項59
上記の第１および第２の信号を受信することが、ひずみゲージプレチスモグラフから当該信号を受信することを有する、請求項５４記載の方法。
請求項60
さらに、上記の第１および第２の高さを決定することを有し、さらに、前記高さの決定に応じて、高さの出力を生成することを更に有する、請求項５４〜５９のいずれか１項記載の方法。
請求項61
上記高さの決定に応じた上記高さ出力の生成が、支持構造体を移動させることを有し、該支持構造体は、上記信号の受信の間に、上記機器の上記一部分が連結された被験者の身体の上記一部分を支持するものである、請求項６０記載の方法。
請求項62
上記高さの決定に応じた上記高さ出力の生成が、支持構造体を移動させるように被験者に指示することを有し、該指示構造体は、上記信号の受信の間、上記機器の上記一部分が連結された被験者の身体の上記一部分を支持するものである、請求項６０記載の方法。
請求項63
上記高さの決定に応じた上記高さ出力の生成が、一つの姿勢を取るよう被験者に指示することを有する、請求項６０記載の方法。
請求項64
上記高さの決定に応じた上記高さ出力の生成が、上記の第１および第２の高さのそれぞれに上記機器の上記一部分を移動させるように被験者に指示することを有する、請求項６０記載の方法。
請求項65
上記の第１および第２の高さに関する高さの指標を受信することを更に有し、被験者の動脈特性の決定が、上記の第１および第２の信号ならびに上記の第１および第２の高さに関する前記高さの指標を処理することによって動脈特性を決定することを有する、請求項５４〜５９のいずれか１項記載の方法。
請求項66
上記高さの指標を受信することが、ユーザーから上記高さの指標を受信することを有する、請求項６５記載の方法。
請求項67
上記指標を受信することが、高さ検出ユニットから上記指標を受信することを有する、請求項６５記載の方法。
請求項68
高さ検出ユニットが、加速度センサ、超音波センサおよび液圧センサからなる群から選択される高さ検出ユニットを含み、かつ、高さ検出ユニットから上記指標を受信することが、当該選択された高さ検出ユニットから上記指標を受信することを有する、請求項６７記載の方法。
請求項69
高さ検出ユニットから上記指標を受信することが、電気的コンポーネントと関連する特性に基づく指標を受信することを有する、請求項６７記載の方法。
請求項70
高さ検出ユニットから上記指標を受信することが、１つ以上のレジスタを通過して流れる電流の特性に基づく指標を受信することを有する、請求項６９記載の方法。
請求項71
被験者の動脈圧に応じた第３および第４の信号を受信することを更に有し、該受信は、上記機器の上記一部分が、被験者の身体の上記一部分に連結されながら、それぞれ第３および第４の高さにある間に行われるものであり、被験者の第１、第２、第３および第４の脈波パラメータを決定することを更に有し、これらのパラメータは、それぞれの高さに対応するものであり、前記パラメータの一つが許容できないことを識別することを更に有し、かつ、許容できないそのパラメータを使用しないことを更に有する、請求項５４〜５９のいずれか１項記載の方法。
請求項72
上記パラメータの一つが許容できないことの識別に応じて、被験者が測定を繰り返すべきであることを指示する被験者への出力信号を生成することを更に有する、請求項７１記載の方法。
請求項73
被験者の動脈圧に応じた第３および第４の信号を受信することを更に有し、該受信は、上記機器の上記一部分が、被験者の身体の上記一部分に連結されながら、それぞれ第３および第４の高さにある間に行われるものであり、被験者の第１、第２、第３および第４の動脈パラメータを決定することを更に有し、これらのパラメータは、それぞれの高さに対応するものであり、動脈パラメータが、他の動脈パラメータによって確立された関係から逸脱しているかを識別することを更に有し、かつ、前記関係から逸脱した動脈パラメータを、被験者の動脈特性の決定に使用しないことを更に有する、請求項５４〜５９のいずれか１項記載の方法。
請求項74
上記動脈パラメータの一つが上記関係から逸脱しているという決定に応じて、被験者が測定を繰り返すべきであることを指示する被験者への出力信号を生成することを更に有する、請求項７３記載の方法。
請求項75
上記被験者の動脈特性を決定することが、上記動脈パラメータの一つが上記関係から逸脱しているという決定に応じて、測定を繰り返すよう被験者に指示することなく動脈特性を決定することを有する、請求項７３記載の方法。
請求項76
上記動脈特性を決定することが、回帰分析により第１の変量と第２の変量との線形関係を決定することを有する、請求項５４〜５９のいずれか１項記載の方法。
請求項77
上記第１の変量と第２の変量との間の線形関係を決定することが、上記第１の変量の標準偏差を上記第２の変量の標準偏差で割ることを有する、請求項７６記載の方法。
請求項78
上記第１の変量が血圧を含み、上記第２の変量が高さを含み、かつ、上記線形関係を決定することが、血圧と高さとの間の線形関係を規定する傾きを決定することを有する、請求項７６記載の方法。
請求項79
上記動脈特性を決定することが、被験者の心臓の高さにおいて被験者の血圧を決定することを有する、請求項７８記載の方法。
請求項80
上記傾きを決定することが、（ａ）収縮期および拡張期の血圧を（ｂ）高さに関係付ける、収縮期および拡張期のそれぞれの傾きを決定することを有し、該決定された収縮期および拡張期の傾きから、被験者の動脈硬化度の指数を決定することを更に有する、請求項７８記載の方法。
請求項81
上記第１の変量と上記第２の変量との間の線形関係を決定することが、上記第１の変量の標準偏差を上記第２の変量の標準偏差で割ることを有する、請求項７６記載の方法。
請求項82
上記第１の変量が収縮期血圧を含み、上記第２の変量が拡張期血圧を含み、かつ、上記線形関係を決定することが、該収縮期血圧と該拡張期血圧との間の線形関係を決定することを有する、請求項８１記載の方法。
請求項83
上記動脈特性を決定することが、線形性の程度、および、上記第１の変量と上記第２の変量との間の相関の有意さを決定することを有する、請求項７６記載の方法。
請求項84
上記第１の変量と上記第２の変量との間の線形関係の第１の相関係数を算出し、データ点を除去した後、該データ点が除去された、上記第１の変量と上記第２の変量との間の線形関係の第２の相関係数を算出し、かつ、前記第１の相関係数を前記第２の相関係数と比較することにより、逸脱したデータ点を識別することを更に有する、請求項８３記載の方法。
請求項85
上記の第１および第２の信号を受信することが、被験者の第１および第２の血圧の指標となる、第１および第２の血圧の信号を受信することを有する、請求項５４〜５６のいずれか１項記載の方法。
請求項86
上記信号を受信することが、被験者の第１および第２の収縮期血圧の指標となる信号を受信することを有する、請求項８５記載の方法。
請求項87
上記血圧の信号を受信することが、被験者の第１および第２の拡張期血圧の指標となる信号を受信することを有する、請求項８５記載の方法。
請求項88
上記動脈特性を決定することが、被験者の脈圧の弾性成分とその非弾性成分とを関係付ける比を決定することを有する、請求項８５記載の方法。
請求項89
上記血圧の信号の少なくとも一つを処理することにより、被験者の動脈キャパシタンスを決定することを更に有する、請求項８５記載の方法。
請求項90
被験者の身体の上記一部分が被験者の腕を含み、かつ、上記血圧の信号を受信することが、被験者の腕の周囲にカフを配置することを有する、請求項８５記載の方法。
請求項91
被験者の身体の上記一部分が被験者の手首を含み、かつ、上記血圧の信号を受信することが、被験者の手首の周囲にカフを配置することを有する、請求項８５記載の方法。
請求項92
被験者の身体の上記一部分が被験者の脚を含み、かつ、上記血圧の信号を受信することが、被験者の脚の周囲にカフを配置することを有する、請求項８５記載の方法。
請求項93
上記動脈特性を決定することが、被験者の収縮期および拡張期の血圧同士の間の関係を決定することを有する、請求項８５記載の方法。
請求項94
上記関係を決定することが、該関係を規定する傾きおよび横座標を決定することを有し、該関係は線形のものである、請求項９３記載の方法。
請求項95
上記関係を決定することが、被験者の動脈硬化度の指数を決定することを有する、請求項９３記載の方法。
請求項96
被験者の脈容量の指標となる第１および第２の脈信号を受信することを更に有し、該受信は、上記機器の上記一部分が、被験者の身体の上記一部分に連結されながら、第１および第２の高さにそれぞれある間に行われるものであり、上記動脈特性を決定することが、上記の第１および第２の血圧の信号ならびに上記の第１および第２の脈容量の信号を処理することにより、動脈特性を決定することを有する、請求項８５記載の方法。
請求項97
上記脈容量の信号を受信することが、被験者の脈容量、脈面積、および脈の直径からなる群から選択されるパラメータの指標となる信号を受信することを有する、請求項９６記載の方法。
請求項98
上記動脈特性を決定することが、収縮期動脈硬化度、拡張期動脈硬化度、動脈の膨張性、およびゼロ硬化度圧力からなる群から選択される少なくとも一つの被験者のパラメータを決定することを有する、請求項９６記載の方法。
請求項99
方法であって、当該方法は、第１の変量および第２の変量を測定することを有し、かつ、前記第１の変量の標準偏差を前記第２の変量の標準偏差で割ることにより、前記第１の変量と前記第２の変量との線形関係を決定することを有する、前記方法。