2021-701244

特許第６８９４７３０号の請求項１ないし２０に係る特許についての出願は、平成２９年３月１６日に出願され、令和３年６月８日にその特許権の設定登録がされ、同年同月３０日に特許掲載公報が発行された。その後、その請求項１ないし８、１９及び２０に係る特許について、同年１２月２７日に特許異議申立人 山崎浩一郎（以下「申立人」という。当審注：つくりの上部が「立」と表記される「さき」を「崎」で代用）により特許異議の申立てがされ、当審は、令和４年４月１８日付けで取消理由を通知した。特許権者は、その指定期間内である同年６月２０日に意見書の提出及び訂正の請求（以下、当該訂正の請求を「本件訂正請求」という。）を行い、本件訂正請求に対して、申立人は、同年８月３日に意見書を提出した。

（１）甲１の記載事項

甲１には以下の記載がある。外国語の原文に続けて当審訳を記載し、下線は当審で付与した。以下同様である。

（甲１ア）

「ABSTRACT

The system provides information to facilitate efficient optimization of programmer settings for cardiac pacemakers. It simultaneously measures a patient's electrocardiogram and peripheral blood pressure (or volumetric displacement) waveform in order to calculate, in real-time and non-invasively, a value correlated to the pre-ejection time (PET) and, optionally, ejection duration (ED) for the patient's left ventricle. The peripheral pulse waveform can be monitored with a wrist mounted tonometer, or a suitable brachial cuff device. The time difference between the occurrence of the R-wave on the ECG trace and the foot of the pulse on the radial blood pressure waveform is defined as a surrogate pre-ejection time interval (SPET). Data including the electrocardiogram and peripheral pulse trace, as well as the calculated, surrogate pre-ejection time interval (SPET) for each heart beat and trending is displayed on a computer monitor, thereby allowing a physician or nurse to quickly optimize PET for the patient and adjust programmer settings for an implanted pacemaker.」

「要約

心臓ペースメーカーのプログラム可能な設定のための効率的に最適化するための情報を提供するシステムである。患者の心電図と末梢血圧（または体積変位）波形を同時に測定し、患者の左心室の前駆出時間（ＰＥＴ）および、オプションで駆出時間（ＥＤ）に相関する値をリアルタイムかつ非侵襲的に算出する。末梢脈波波形は、手首に装着する血圧計、または適切な上腕カフ装置でモニタすることができる。ＥＣＧ卜レース上のＲ波の発生と橈骨血圧波形上の脈拍の足との間の時間差を代用前駆出時間間隔（ＳＰＥＴ）と定義する。心電図、末梢脈拍、心拍ごとの代用前駆出時間間隔（ＳＰＥＴ）、トレンドなどのデータがコンピュータのモニタに表示され、医師や看護師が患者のＰＥＴの最適化やペースメーカーのプログラム可能な設定の調整を迅速に行うことができるようになる。」

（甲１イ）

「[0001] The invention relates to the optimization of programmable settings for cardiac pacemakers. It uses simultaneous measurement a patient's electrocardiogram (ECG) and peripheral blood pressure waveform in order to calculate, in real-time, a value correlated to the pre-ejection time (PET) for the patient's left ventricle. More specifically, the time between the detection of the R-wave in an ECG trace and the detection of the foot of the pressure pulse in the peripheral pressure waveform is calculated and displayed, and available to be used by a physician or nurse to quickly optimize PET for the patient when adjusting programmable settings for an implanted pacemaker. The system is also able to determine ejection duration (ED) for the patient's left ventricle.」

「［０００１］本発明は、心臓ペースメーカーのプログラム可能な設定の最適化に関するものである。本発明は、患者の心電図（ＥＣＧ）と末梢血圧波形を同時に測定し、患者の左心室の前駆出時間（ＰＥＴ）に相関する値をリアルタイムで計算する。具体的には、心電図のＲ波が検出されてから、末梢血圧波形の圧脈の足が検出されるまでの時間を算出・表示し、医師や看護師が植え込み型ペースメーカーのプログラム可能な設定を調整する際に、患者のＰＥＴを迅速に最適化するために利用することができる。また、患者の左心室の駆出時間（ＥＤ）を測定することができる。」

（甲１ウ）

「[0002] A biventricular pacemaker is a type of cardiac pacemaker that can pace both the right and the left ventricle (typically the lateral wall of the left ventricle). By pacing both right and left ventricles, the pacemaker is able to resynchronize a heart whose opposing walls and right and left ventricles do not contract in synchrony. Biventricular pacemakers have at least two leads, one in the right ventricle to stimulate the septum, and the other inserted through the coronary sinus to pace the lateral wall of the left ventricle. There is typically also a lead in the right atrium to facilitate synchrony with atria contraction. The use of a biventricular pacemaker is generally referred to as cardiac resynchronization therapy (CRT).

[0003] Programmable biventricular pacemakers enable optimization of the various time delays between pacemaker timing pulses. This optimization procedure requires the physician or nurse to set delays between the various timing pulses. Its general purpose is to coordinate contraction of the various chambers in the heart to improve overall efficiency and function. The onset of electrical cardiac activity in an electrocardiogram is marked by the onset of the QRS complex and corresponds to the initial impulse time (To) for the contracting ventricle. The time from the onset of the Q-wave to the closure of the mitral valve is termed electromechanical delay (EMD). The isovolumetric contraction time interval (IVCT) begins when the mitral valve closes and ends when the blood pressure within the left ventricle is sufficient to open the aortic valve. The combination of EMD and IVCT is referred to in the art as the pre-ejection time interval (PET), and is a particularly useful parameter for CRT optimization. Typically, the attending physician will want to minimize PET.」

「［０００２］ 両室ペースメーカーは、右心室と左心室（典型的には左心室の側壁）の両方をペースすることができる心臓ペースメーカーの一種である。右心室と左心室の両方をペーシングすることによって、ペースメーカーは、対向する壁と右心室と左心室が同期して収縮しない心臓を再同期させることができる。両室ペースメーカーには少なくとも２本のリード線があり、１本は中隔を刺激するために右心室に、もう１本は左心室の側壁をペーシングするために冠状動脈洞から挿入される。また、心房収縮との同期をとるために右心房にもリード線があるのが一般的である。両室ペースメーカーの使用は、一般に心臓再同期療法（ＣＲＴ）と呼ばれる。

［０００３］ プログラム可能な両室ペースメーカーは、ペースメーカー・タイミング・パルス間の様々な時間遅延の最適化を可能にする。この最適化手順は、医師又は看護師が様々なタイミングパルス間の遅延を設定することを必要とする。その一般的な目的は、心臓のさまざまな部屋の収縮を調整し、全体的な効率と機能を向上させることである。心電図における電気的な心臓活動の開始は、ＱＫＳ複合体の開始によって示され、収縮する心室の初期インパルス時間（ＴＯ）に対応する。Ｑ波が出現してから僧帽弁が閉じるまでの時間は電気機械的遅延（ＥＭＤ）と呼ばれる。等容性収縮時間間隔（ＩＶＣＴ）は僧帽弁が閉じたときに始まり、左心室内の血圧が大動脈弁を開くのに十分であるときに終了する。ＥＭＤとＩＶＣＴの組み合わせは、当技術分野では前駆出時間間隔（ＰＥＴ）と呼ばれ、ＣＲＴの最適化に特に有用なパラメータである。一般に、主治医はＰＥＴを最小にすることを望むであろう。」

（甲１エ）

「[0006] Accordingly, in one aspect, the invention is directed to a method in which a patient's electrocardiogram (ECG) is measured and, simultaneously, a blood pressure sensor is used to measure the patient's peripheral pulse waveform, e.g., with a tonometer or a brachial cuff. For each respective pulse, the electrocardiogram is analyzed to determine a time correlating to the R-wave, preferably the peak of the R-wave, and this time is defined as an R-wave impulse time (TR) for the contracting ventricle. The time (T2) corresponding to the realization of systolic onset in the detected peripheral pulse waveform is also determined for each respective pulse. In the preferred embodiment of the invention, time T2 corresponding to the onset of systole in the measured peripheral pulse waveform is determined by analyzing the first derivative of the peripheral pulse waveform and identifying a first negative to positive zero crossing preceding a maximum value for the first derivative. In accordance with the invention, the time values TR and T2 are used to calculate a surrogate pre-ejection time interval (SPET) for the pulse. This information (SPET), and trends of this information, can be used conveniently by a medical staff in order to optimize CRT adjustments.

[0007] In another aspect, the invention pertains to a system which includes hardware components and software tools that are particularly well suited to conveniently assist medical staff during CRT optimization by providing information relating to the patient's surrogate pre-ejection time (SPET). The preferred system uses much of the same hardware that is currently available in a SphygmoCor system, utilizing an MM3 digital signal processing electronic module. The leads from ECG electrodes are connected to the electronics module as is the cable from a blood pressure sensor, such as a tonometer. The preferred tonometer, as mentioned above, is strapped to the patient's wrist in a fixed location while the attending staff conducts CRT optimization. Analog data is sent from the electronics module to an A/D converter and the resulting digital data is analyzed and displayed via a programmed personal computer. Software on the personal computer preferably displays traces of the electrocardiogram data and the peripheral pressure waveform data as a function of time, and in real-time. The software allows the attending staff to select a given series of data representing a series of heart beats for which the surrogate pre-ejection time (SPET) is calculated for each pulse. The system preferably displays the data for each heart beat as well as an average and standard deviation for the selected series of heart beats. The system also allows the user to store data for later analysis. Typically, attending staff would adjust settings for the programmable pacemaker during CRT optimization, and compare SPET data from a previous setting to the current setting in an attempt to optimize (e.g. minimize) SPET. If desired, the system can also calculate and display other additional parameters as well. For example, as an optional feature, the system determines and displays ejection duration (ED) calculated from the peripheral pulse waveform, as is known in the art.」

「［０００６］ 従って、１つの態様において、本発明は、患者の心電図（ＥＣＧ）が測定され、同時に、血圧センサが、例えば、血圧計又は上腕カフを用いて、患者の末梢脈波形を測定する方法に向けられている。それぞれの脈拍について、心電図を解析してＲ波、好ましくはＲ波のピークに相関する時間を決定し、この時間を収縮心室のＲ波インパルス時間（ＴＲ）として定義する。検出された末梢脈波波形における収縮期開始の実現に対応する時間（Ｔ２）も、それぞれの脈拍について決定される。本発明の好ましい実施形態では、測定された末梢脈波波形における収縮期の開始に対応する時間Ｔ２は、末梢脈波波形の１次導関数を分析し、１次導関数の最大値に先立つ第１の負から正のゼロ交差を識別することによって決定される。本発明に従って、時間値ＴＲ及びＴ２は、脈拍の代用前駆出時間間隔（ＳＰＥＴ）を計算するために使用される。この情報（ＳＰＥＴ）、及びこの情報の傾向は、ＣＲＴの調整を最適化するために、医療スタッフによって便利に使用され得る。

［０００７］ 別の態様では、本発明は、患者の代用前駆出時間（ＳＰＥＴ）に関連する情報を提供することによってＣＲＴ最適化の間に医療スタッフを便利に支援するために特によく適しているハードウェアコンポーネント及びソフトウェアツールを含むシステムに係るものである。このシステムは、現在ＳｐｈｙｇｍｏＣｏｒシステムで使用されているハードウェアとほぼ同じものを使用しており、ＭＭ３ＴＭデジタル信号処理電子モジュールを使用している。ＥＣＧ電極からのリード線は、血圧計などの血圧センサからのケーブルと同様に、電子モジュールに接続される。血圧計は、ＣＲＴの最適化を行っている間、患者の手首に固定されている。アナログデータは、エレクトロニクスモジュールからＡ／Ｄコンバータに送られ、得られたデジタルデータは、プログラムされたパーソナルコンピュータを介して分析され、表示される。パーソナルコンピュータ上のソフトウェアは、心電図データおよび末梢圧波形データのトレースを時間の関数として、リアルタイムで表示することが好ましい。ソフトウェアは、各脈拍について代用前駆出時間（ＳＰＥＴ）が計算される一連の心拍を表すデータの所定の系列を、主治医が選択することを可能にする。システムは、好ましくは、各心拍のデータだけでなく、選択された一連の心拍の平均と標準偏差を表示する。また、本システムは、後の分析のためにデータを保存することもできる。典型的には、主治医はＣＲＴ最適化の間にプログラム可能なペースメーカーの設定を調整し、ＳＰＥＴを最適化（例えば最小化）するために以前の設定と現在の設定とのＳＰＥＴデータを比較することになるであろう。所望により、システムは、他の追加的なパラメータも同様に計算し表示することができる。例えば、オプション機能として、システムは、当技術分野で知られているように、末梢脈波波形から計算された駆出時間（ＥＤ）を決定し、表示することが可能である。」

（甲１オ）

「[0016] FIG. 1 is a schematic plot 10 with a variety of illustrative data relating to a hypothetical patient's cardiac cycle. In FIG. 1, curve 12 illustrates the outflow of blood from the patient's left ventricle as a function of time measured via a Doppler echo-cardiogram. Curve 14 represents an electrocardiogram trace (ECG). The width of the QRS complex in the electrocardiogram trace 14 is exaggerated to facilitate the explanation of the invention. Curve 16 in FIG. 1 is a peripheral pulse waveform, for example a waveform of the pressure pulse taken at the patient's radial artery. In accordance with the invention, the patient's electrocardiogram 14 and radial pulse waveform 16 are measured simultaneously. The horizontal axis at the bottom of FIG. 1 represents time in milliseconds. A typical cycle for a heart beat might take one second or one thousand milliseconds.

[0017] Generally speaking, a full cardiac cycle is divided into systole, which corresponds to contraction of the ventricles, and diastole which corresponds to the relaxation of the ventricles. In general terms, systole includes a pre-ejection time (PET) interval, and an ejection duration (ED), which is the amount of time that the aortic valve is open during the cycle. The pre-ejection time (PET) consists of electromechanical delay (EMD) which is typically defined as the time interval from the onset of the Q-wave 14A in the electrocardiogram 14 to the onset of physical cardiac contraction 12A (T1-T0), plus the isovolumetric contraction time (IVCT), which is the initial period of ventricular contraction after the mitral valve closes but before the aortic valve opens. In accordance with an embodiment of the present invention, the system detects the peak value 14R of the R-wave in the electrocardiogram 14. This time is designated as TR on axis 18 in FIG. 1. As is illustrated by curve 12, there is no blood outflowing from the left ventricle during isovolumetric contraction (IVCT). As the pressure within the left ventricle increases during isovolumetric contraction, the pressure eventually opens the aortic valve and blood flows from the left ventricle into the aorta, as indicated by reference number 12B. The time at which the aortic valve opens and blood begins to flow from the left ventricle, reference number 12B, is designated in FIG. 1 as T1 along the time axis 18. FIG. 1 does not illustrate the pressure waveform in the central aorta, but if such waveform were available, the time T1 would correspond to the foot of the central aortic pulse waveform, and the time interval T1-T0 would directly represent the pre-ejection time (PET) interval. However, FIG. 1 illustrates a radial pulse waveform 16 (which is measured non-invasively), not a central aortic pressure waveform. The foot 16A of the systolic portion of the radial pulse waveform occurs at time T2, which is delayed and later in time than T1, see time axis 18. Nevertheless, as long as the patient's peripheral pulse waveform is measured at a fixed location, such as a fixed location on the patient's wrist, the time interval T2-T1 is a constant value (K).

[0018] It has been found in many circumstances that detecting TR corresponding to the peak of the R-wave is more robust and stable over repeated cycles than attempting to accurately measure the onset of the Q-wave or the time of the Q-wave peak (T0). Therefore, even though TR does not correspond to the onset of the Q-wave, detecting TR and defining the time interval T2-TR as a surrogate pre-ejection time (SPET) has been found to be more accurate and reliable in some circumstances than detecting To and defining SPET=T2-T0 as defined in the incorporated U.S. Pat. No. 8,112,150.」

「［００１６］ 図１は、仮想的な患者の心周期に関連する様々な例示的なデータを有する概略プロット１０である。図１において、曲線１２は、ドップラーエコー心電図を介して測定された時間の関数としての患者の左心室からの血液の流出を示している。曲線１４は、心電図トレース（ＥＣＧ）を表している。心電図トレース１４のＱＲＳ複合体の幅は、本発明の説明を容易にするために誇張されている。図１の曲線１６は、末梢脈波であり、例えば、患者の撓骨動脈で採取された圧脈の波形である。本発明に従って、患者の心電図１４と橈骨脈波１６とが同時に測定される。図１の下部の横軸は、ミリ秒単位の時間を表している。心拍の典型的な周期は、１秒または１０００ミリ秒を要するかもしれない。

［００１７］一般に、完全な心周期は、心室の収縮に対応する収縮期と、心室の弛緩に対応する拡張期とに分けられる。－般に、収縮期は、前駆出時間（ＰＥＴ）間隔と、サイクル中に大動脈弁が開いている時間量である駆出時間（ＥＤ）とを含む。前駆出時間（ＰＥＴ）は、典型的には心電図１４におけるＱ波１４Ａの発生から物理的な心収縮１２Ａの開始までの時間間隔（Ｔ１－Ｔ０）として定義される電気機械遅延（ＥＭＤ）と、僧帽弁の閉鎖後大動脈弁が開く前の心室収縮の初期期間である等容性収縮時間（ＩＶＣＴ）から構成されている。本発明の実施形態によれば、システムは、心電図１４におけるＲ波のピーク値１４Ｒを検出する。この時間は、図１の軸１８上でＴＲと指定される。曲線１２によって示されるように、等容性収縮（ＩＶＣＴ）の間、左心室から流出する血液はない。等容性収縮中に左心室内の圧力が上昇すると、その圧力によって最終的に大動脈弁が開き、参照番号１２Ｂで示すように、血液が左心室から大動脈に流れ込む。大動脈弁が開き、血液が左心室から流れ始める時間、参照番号１２Ｂは、図１において、時間軸１８に沿ってＴ１と指定されている。図１は、中心大動脈の圧力波形を図示していないが、もしそのような波形があれば、時間Ｔ１は、中心大動脈脈波形の足に対応し、時間間隔Ｔ１－Ｔ０は、直接的に前駆出時間（ＰＥＴ）間隔を表すことになるであろう。しかしながら、図１は、中心大動脈圧波形ではなく、（非侵襲的に測定される）撓骨脈波波形１６を図示している。橈骨脈波波形の収縮期の部分の足１６Ａは、時間軸１８を参照して、Ｔ１よりも遅れて時間的に遅い時間Ｔ２に発生する。とはいえ、患者の末梢脈波が患者の手首の定位置などで測定される限り、時間間隔Ｔ２－Ｔ１は一定値（Ｋ）である。

［００１８］ Ｒ波のピークに対応するＴＲを検出することは、Ｑ波のオンセット又はＱ波ピークの時間（Ｔ０）を正確に測定しようとするよりも、繰り返しのサイクルにわたってより強固で安定していることが多くの状況において判明している。従って、ＴＲがＱ波の開始に対応しないにもかかわらず、ＴＲを検出して時間間隔Ｔ２－ＴＲを代用前駆出時間（ＳＰＥＴ）として定義することは、Ｔ０を検出して組み込まれた米国特許８１１２１５０号明細書に定義されているＳＰＥＴ＝Ｔ２－Ｔ０を定義するよりも状況によっては正確かつ信頼できることが判明している。」

（甲１カ）

「[0021] FIG. 2 is a schematic drawing illustrating the use of the invention. The patient 24 has been prepared to undergo CRT optimization, although the wand and the external CRT programming electronics are not shown for the sake of simplicity. Electrocardiogram electrodes 26 are placed on the patient's chest, as is known in the art. Alternatively, the electrodes can be placed on the peripheral limbs, as also is known in the art. Leads 28 from the electrodes 26 are connected to an ECG cable 30 which in turn is connected to a signal processing electronics module 32. As mentioned, the preferred signal processing electronics module 32 is the SphygmoCor MM3, manufactured by AtCor Medical. As is known in the art, the electrode leads 28 and cable 30 need to be compatible with the signal processing electronics module 32. In one embodiment of the invention, a tonometer 34 monitors the patient's radial artery pressure waveform. A conventional hand-held tonometer from AtCor Medical is suitable for carrying out the invention, although it is preferred that the tonometer 34 be strapped to the wrist of the patient 24 in order to ensure that the radial pressure pulse wave be taken at a fixed location on the patient's limb during the CRT optimization session. If desired, the patient's peripheral pulse waveform can be taken at another location, for example, a brachial artery volumetric displacement waveform can be measured using an upper arm cuff. See, e.g., U.S. patent application Ser. No. 13/101,193, entitled Brachial Cuff, filed May 5, 2011, by Ahmad Qasem and assigned to the assignee of the present application, which is hereby incorporated by reference. The criterion for selecting the type of measured waveform is the ability to identify the foot of the waveform (e.g. 16A in FIG. 1). In any event, it is important that the location of the peripheral pulse waveform be measured at a fixed location during the CRT optimization session in order to ensure that the pressure pulse travel time from the aortic valve to the peripheral measurement location (e.g., wrist, or upper arm) is consistent. Since the invention relies on the simultaneous measurement of an electrocardiogram and a peripheral pulse waveform, the accuracy of the invention depends in large part on the measuring of the peripheral pulse waveform at a fixed location.

・・・

[0023] Referring again to FIG. 2, the tonometer 34 (or other suitable pressure sensing device such as a suitable brachial cuff device) is attached to the cable 44 which is connected to the signal processing electronics module 32. Analog output cables 46 and 48 are connected between the signal processing electronics module 32 and the personal computer 50. Electrocardiogram data is transmitted in cable 46 whereas peripheral pulse waveform data is transmitted in cable 48. The computer 50 contains an analog to digital converter which receives the analog data in lines 46 and 48 and converts it to digital form. The computer also includes a processing unit, memory, and data storage, as is common in the art. A computer monitor 52 with a screen display is also provided. The computer 50 is programmed with software that displays a trace of the electrocardiogram and the peripheral pulse waveform, and also calculates SPET for each pressure pulse, which is referred to in FIGS. 3 and 4 as the R-foot interval, as well as trends.

[0024] FIGS. 3 and 4 illustrate a computer screen display 54 used to implement the invention. The screen 54 in FIG. 3 contains exemplary data from a patient before CRT optimization. FIG. 4 is similar to FIG. 3; however, the exemplary data is shown for the same patient after CRT optimization. Referring to FIG. 3, patient ID information is entered by the attending staff in box 55 on the screen 54 at the beginning of the session. The screen 54 includes an echocardiogram window 56 and a peripheral pulse waveform window 58. The screen 54 also includes an offline/online button 60. When the system is online and collecting data, the electrocardiogram window 56 displays a trace of the electrocardiogram in real-time, and the peripheral pulse waveform window 58 displays a trace of the peripheral pulse waveform, also in real-time. Note that the time scale for the windows 56 and 58 is in milliseconds so the length of the time axis in the windows 56 and 58 corresponds to a ten second interval, which in the case of FIG. 3, corresponds to roughly nine heart beats. After startup, the attending physician or staff observes the quality of the ECG trace and peripheral pulse waveform trace while the system is online. When the attending staff believes a quality signal has been obtained, the ANALYZE button 80 is selected to stop data acquisition, and the data in windows 56 and 58 remain stationary. FIG. 3 shows the screen at the time at which the ANALYZE button 80 has been selected. At this point, for each respective heart beat, the system in FIG. 3 determines the peak value of the voltage difference in the R-wave for the electrocardiogram 56 and defines the corresponding time as the R-wave impulse time (TR) for the contracting ventricle. In ECG window 56, a dot 64 is illuminated on the electrocardiogram to indicate the time TR corresponding to the peak value of the voltage difference of the R-wave for each heart beat. Note that the y-axis for the electrocardiogram window 56 is progressively negative from the top to the bottom of the chart. Therefore, the peak value at the R-wave 64 actually appears towards the bottom of the chart.

[0025] Also for each respective pulse, the system in FIG. 3 determines the realization of systolic onset in the detected peripheral pulse waveform and defines the corresponding time as a peripherally measured systolic onset time (T2). The system places a dot 66 at the foot of the waveform for each pulse.

[0026] Screen 54 in FIG. 3 also includes an interval window 68. The interval window 68 displays the variation of SPET (i.e., T2-TR=SPET), or the R-foot Interval, as labeled in FIG. 3, for each heart beat in the ten second trace captured in windows 56 and 58. The R-foot interval (SPET) is illustrated by dots 70 in interval window 68. The system preferably calculates the mean and standard deviation of the calculated SPET values 70 and displays these values on the screen, as indicated by reference numerals 72 and 74. If the attending staff is satisfied with the results of the analysis, the accept button 78 is selected and the data is time-stamped and stored. If the staff is not satisfied that the data is reliable, or for some other reason does not desire to store the information, the reject button 82 is selected.」

「［００２１］ 図２は、本発明の使用方法を説明するための模式図である。患者２４は、ＣＲＴ最適化を受けるために準備されているが、ワンド及び外部ＣＲＴプログラミング電子機器は、簡略化のために示されてはいない。心電図電極２６は、当技術分野で知られているように、患者の胸部に配置される。あるいは、電極は、同じく当技術分野で知られているように、末梢の四肢に配置することができる。電極２６からのリード線２８は、ＥＣＧケーブル３０に接続され、このケーブルは、信号処理電子モジュール３２に接続される。前述のように、好ましい信号処理エレクトロニクスモジュール３２は、ＡｔＣｏｒＭｅｄｉｃａｌ社製のＳｐｈｙｇｍｏＣｏｒ ＭＭ３である。当技術分野で知られているように、電極リード線２８及びケーブル３０は、信号処理エレクトロニクスモジュール３２と互換性がある必要がある。本発明の－実施形態では、血圧計３４が患者の撓骨動脈圧波形を監視する。ＡｔＣｏｒＭｅｄｉｃａｌ社製の従来の手持ち式血圧計が本発明を実施するのに適しているが、ＣＲＴ最適化セッション中に患者の四肢の固定位置で橈骨圧力脈波が取られるように、血圧計３４を患者２４の手首に括り付けることが好ましい。所望により、患者の末梢脈波が別の場所で採取されることができ、例えば、上腕カフを使用して上腕動脈容積変位波形が測定されることが可能である。例えば、Ａｈｍａｄ Ｑａｓｅｍによって２０１１年５月５日に出願され、本願の譲受人に譲渡されたＢｒａｃｈｉａｌ Ｃｕｆｆと題する米国特許出願第１３／１０１，１９３号を参照し、これは参照により本願に組み込まれるものとする。測定波形の種類を選択する基準は、波形の足（例えば、図１の１６Ａ）を識別する能力である。いずれにしても、大動脈弁から末梢の測定場所（例えば、手首、又は上腕）までの圧脈移動時間が一定であることを保証するために、ＣＲＴ最適化セッション中に末梢脈波形の位置を固定した場所で測定することが重要である。本発明は、心電図と末梢脈波形の同時測定に依存しているため、本発明の精度は、末梢脈波形を一定の場所で測定することに大きく依存する。

・・・

［００２３］ 再び図２を参照すると、血圧計３４（または適切な上腕カフ装置のような他の適切な圧力感知装置）は、信号処理電子モジュール３２に接続されているケーブル４４に取り付けられている。アナログ出カケーブル４６及び４８は、信号処理エレクトロニクスモジュール３２とパーソナルコンピュータ５０との間に接続される。心電図データはケーブル４６で伝送され、一方、末梢脈波データはケーブル４８で伝送される。コンピュータ５０は、ライン４６及び４８のアナログデータを受信し、デジタル形式に変換するアナログ－デジタル変換器を含む。コンピュータはまた、当該技術分野において一般的であるように、処理装置、メモリ、およびデータ記憶装置を含む。画面表示を有するコンピュータモニタ５２も設けられている。コンピュータ５０は、心電図のトレース及び末梢脈波形を表示し、また、図３及び図４において「Ｒ足インターバル」と称される各圧脈のＳＰＥＴを計算し、さらに、トレンドを計算するソフトウェアでプログラムされる。

［００２４］ 図３及び図４は、本発明を実施するために使用されるコンピュータ画面表示５４を示す図である。図３の画面５４は、ＣＲＴ最適化前の患者からの例示的なデータを含んでいる。図４は図３と同様であるが、例示的なデータは、ＣＲＴ最適化後の同じ患者について示されている。図３を参照すると、患者ＩＤ情報は、セッションの開始時に画面５４のボックス５５にアテンディングスタッフによって入力される。画面５４は、心電図ウィンドウ５６及び末梢脈波ウィンドウ５８を含む。また、画面５４には、オフライン／オンラインボタン６０が含まれる。システムがオンラインであり、データを収集しているとき、心電図ウィンドウ５６は心電図のトレースをリアルタイムで表示し、末梢脈波ウィンドウ５８は末梢脈波形のトレースを、同じくリアルタイムで表示する。なお、ウィンドウ５６、５８の時間軸はミリ秒単位なので、ウィンドウ５６、５８の時間軸の長さは１０秒間隔に相当し、図３の場合、およそ９回の心拍に相当する。起動後、主治医又はスタッフは、システムがオンラインである間、ＥＣＧトレース及び末梢脈波波形トレースの品質を観察する。スタッフが質の高い信号が得られたと確信すると、ＡＮＡＬＹＺＥボタン８０を選択してデータ取得を停止し、ウィンドウ５６及び５８のデータは静止したままである。図３は、ＡＮＡＬＹＺＥボタン８０が選択された時点の画面である。この時点で、それぞれの心拍について、図３のシステムは、心電図５６についてＲ波の電圧差のピーク値を決定し、対応する時間を収縮心室のＲ波インパルス時間（ＴＲ）として定義する。ＥＣＧウィンドウ５６では、心電図上にドット６４が点灯され、各心拍のＲ波の電圧差のピーク値に対応する時間ＴＲを示す。なお、心電図ウィンドウ５６のＹ軸は、グラフの上から下に向かって徐々にマイナスになっている。したがって、Ｒ波６４におけるピーク値は、実際には、チャー卜の底部に向かって現れる。

［００２５］ また、それぞれの脈拍について、図３のシステムは、検出された末梢脈波における収縮期オンセットの実現を決定し、対応する時間を末梢測定収縮期オンセット時間（Ｔ２）として定義する。システムは、各脈拍について、波形の足元にドット６６を配置する。

［００２６］図３の画面５４は、インターバルウィンドウ６８も含んでいる。インターバルウィンドウ６８は、ウィンドウ５６及び５８に取り込まれた１０秒間のトレースにおける各心拍について、ＳＰＥＴの変動（すなわち、Ｔ２－ＴＲ＝ＳＰＥＴ）、すなわち、図３にラベル付けされた「Ｒ足インターバル」を表示する。Ｒ足インターバル（ＳＰＥＴ）は、インターバルウィンドウ６８内のドット７０によって図示されている。システムは好ましくは、計算されたＳＰＥＴ値７０の平均及び標準偏差を計算し、参照数字７２及び７４で示されるように、これらの値を画面上に表示する。アテンドスタッフが分析結果に満足した場合、受諾ボタン７８が選択され、データがタイムスタンプされ、保存される。スタッフがデー夕の信頼性に満足しない場合、又は何らかの他の理由で情報の保存を希望しない場合、拒否ボタン８２が選択される。」

（甲１キ）図１

［図：0001392040000001.jpg］

（甲１ク）図２

［図：0001392040000002.jpg］

（甲１ケ）図３

［図：0001392040000003.jpg］

（２）甲１に記載された発明

上記（１）の記載及び図面を総合すると、甲１には、次の発明（以下「甲１発明」という。）が記載されていると認められる。

「心臓ペースメーカーのプログラム可能な設定を最適化するシステムであって、

患者の心電図（ＥＣＧ）を測定し、同時に、血圧センサが、上腕カフを用いて、患者の末梢脈波波形を測定し、

測定された心電図を解析してＲ波のピークに相関する時間（ＴＲ）を、それぞれの心拍について決定し、

測定された末梢脈波波形における収縮期の開始に対応する時間（Ｔ２）を、それぞれの心拍について決定し、

決定されたＴＲ及びＴ２の時間間隔Ｔ２－ＴＲを、代用前駆出時間（ＳＰＥＴ）として計算し、

代用前駆出時間（ＳＰＥＴ）は、患者の左心室の前駆出時間（ＰＥＴ）に相関する値であり、前駆出時間（ＰＥＴ）は、心電図におけるＱ波の発生から物理的な心収縮の開始までの時間間隔（Ｔ１－Ｔ０）として定義される電気機械遅延（ＥＭＤ）と、僧帽弁の閉鎖後大動脈弁が開く前の心室収縮の初期期間である等容性収縮時間（ＩＶＣＴ）から構成されており、

心電図、末梢脈波形、心拍ごとの代用前駆出時間（ＳＰＥＴ）の変動などのデータをモニタに表示し、

医師等が植え込み型ペースメーカーのプログラム可能な設定を調整する際に、患者のＰＥＴを最適化するために利用する、

システム。」

甲３には以下の記載がある。

「２００５年に心電図とＳｐＯ２脈波を用いた連続心拍量測定技術について報告した１）。心電図のＲ波と末梢部位で測定したＳｐＯ２脈波の立ち上がりまでの時間をＰＷＴＴ（Pulse wave transit time 脈波伝播時間）と定義して、ＰＷＴＴとＳＶ（Stroke volume １回拍出量）の間の相関関係に基づいて心拍出量を計算するものである。」（第５２７頁左欄２行～８行）」

甲４には以下の記載がある。

「【００５６】

カフ１６および血圧測定モジュール１７は，患者の脈波データ，血圧値（最高血圧値および最低血圧値）および脈拍数を得るために用いられる。血圧測定モジュール１７に空気ポンプ，切換弁および圧力センサが内蔵されている。空気ポンプ，切換弁および圧力センサはチューブに接続されており，このチューブの末端が患者の腕に巻付けられるカフ１６の内部に位置している。空気ポンプから送られる空気がチューブの末端からカフ１６内に送出されることによってカフ１６内に空気が送込まれカフ１６内が加圧される。患者の腕の脈波に応じてカフ１６内の圧力が変動し，この圧力変動が圧力センサによって検出される。圧力センサの変動が脈波データとして用いられる。たとえば，オシロメトリック法により脈波データにもとづいて患者の最高血圧値および最低血圧値がＣＰＵ１１によって算出される。脈波データに基づいてＣＰＵ１１によって脈拍数が算出される。

【００５７】

ＰＣＧマイクロフォン１５によって検出された心音に基づく心電図データによって得られる脈波データと，患者の腕に装着されたカフ１６から得られる脈波データとに基づいて，ＰＷＶ（Ｐａｌｓｅ Ｗａｖｅ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ ：脈波伝播速度）がＣＰＵ１１によって算出される。ＰＷＶは，患者の身体の２点において計測された脈波の２点間の伝播時間をこの２点間の距離で除算した値である。心電図データに基づいて得られる第１脈波時刻（たとえば，脈波の振幅が一旦減少した後，増加に転じた時点における時刻）から，患者の腕に装着されたカフ１６から得られる第２脈波時刻までの間の時間が算出され，算出された時間が心音検出部位（胸部）から患者の腕に巻付けられたカフ１６までの距離（患者の身長等に応じてあらかじめ定められた値）によって除算されることによってＰＷＶが求められる。血管（動脈）が硬いと脈波の伝達速度は速くなり血管が軟らかいと脈波の伝達速度は遅くなる。このため，ＰＷＶは動脈硬化の状態を表す指標として用いられる。

・・・

【００９０】

図１２は，ユーザ用コンピュータ３の表示装置５２の表示画面上に表示される，上述の測定リスト・ウインドウ・データに基づくウインドウ（測定リスト・ウインドウ）Ｗ２の一例を示している。

【００９１】

測定リスト・ウインドウＷ２には，横軸を日付，縦軸を数値とする最高血圧，最低血圧，脈拍数，ＰＷＶ，ＡＢＩ，体重，体脂肪率，ＢＭＩ等のそれぞれについてのグラフと，医師が患者に対して行ったアドバイス（先生からのアドバイス）と，服用薬リストとが表示される。グラフ表示領域に表示される各グラフの右側には，平均値を表す数字が表示される。グラフ表示領域の右側には，１週間，２週間，・・・１年の期間を表す文字と，各文字に対応するチェックボックスとが表示されている。いずれかのチェックボックスをチェックすると，チェックされた期間を横軸とするグラフがグラフ表示領域に表示（再表示）される。また，測定リスト・ウインドウＷ２の下部には「メイン画面」ボタン，「質問・近況連絡」ボタン，「治療計画書」ボタン，「測定データ」ボタン，「測定リスト」ボタン，「食事メニュー」ボタン，「運動メニュー」ボタン，「薬の説明」ボタン，「ログアウト」ボタンおよび「パスワード変更」ボタンが表示される。」

甲５には以下の記載がある。

「【０００３】ところで、上記のような自動血圧測定装置に対して、例えば、前記カフから突き出された被測定者の右腕を支持し、且つ先端部に心電誘導波形検出用の心電電極が設けられた第１アームレストがカフの背面方向に上向きに傾斜して設けられ、また、被測定者の左腕を支持し、且つ先端部に心電誘導波形検出用の心電電極が設けられた第２アームレストが本体左側に水平状に設けられることにより、血圧測定と同時に被測定者の右腕の手首と左腕の手首とから検出される心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位から、前記脈拍同期波の周期毎に発生する立ち上がり部位までの時間差を算出し、その時間差に基づいて生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速度情報も測定することが可能な脈波伝播速度情報測定機能付き自動血圧測定装置が考えられている。

【０００４】このような脈波伝播速度情報測定機能付き自動血圧測定装置によれば、血圧測定と同時に脈波伝播速度情報も測定されるので、脈波伝播速度情報と被測定者の動脈硬化度とは密接な関係を有しているという既知の事実に基づき、日常的に血圧降下剤を服用している慢性的な高血圧患者に対しても、例えば、食事療法などにより症状が改善した程度を継続的に評価することが可能になる。

・・・

【００１４】上記電子制御装置５８は、ＣＰＵ６２、ＲＯＭ６４、ＲＡＭ６６、および図示しないＩ／Ｏポート等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されており、ＣＰＵ６２は、ＲＡＭ６６の一時記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭ６４に記憶された手順に従って入力信号を処理して駆動信号や表示信号などを出力する。すなわち、血圧測定に際しては、ＣＰＵ６２は、予め定められた手順に従って減速機付ＤＣモータ４８を駆動することによりカフ１５を生体の上腕部に巻回し、空気ポンプ４４を駆動することによりカフ１５により上腕部を圧迫し、次いで切換弁４２を駆動してカフ１５の圧迫圧力を徐々に降圧させ、その徐速降圧過程において得られる脈波信号ＳＭ1 およびカフ圧信号ＳＫに基づいてオシロメトリック方式により血圧値を決定し、その血圧値を最高血圧表示器３２および最低血圧表示器３４に表示させると同時に、記憶装置６８の血圧値記憶領域６９に順次記憶させる。なお、この記憶装置６８は、磁気ディスク、磁気テープ、揮発性半導体メモリ、或いは不揮発性半導体メモリなどのよく知られた記憶装置により構成されている。」

甲６には以下の記載がある。

「【００３７】

上記第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２および第３圧力センサＴ３から電子制御装置７０には、上流側膨張袋２２内の圧力値すなわち上流側膨張袋２２の圧迫圧力値ＰＣ１を示す出力信号、中間膨張袋２４内の圧力値すなわち中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示す出力信号および下流側膨張袋２６内の圧力値すなわち下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣ３を示す出力信号がそれぞれ供給される。電子制御装置７０は、ＣＰＵ７２、ＲＡＭ７４、ＲＯＭ７６および図示しないＩ／Ｏポートなどを含む所謂マイクロコンピュータである。この電子制御装置７０は、ＣＰＵ７２がＲＡＭ７４の記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭ７６に記憶されたプログラムにしたがって入力信号を処理し、電動式の空気ポンプ５０、急速排気弁５２、排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３をそれぞれ制御することにより、膨張袋２２、２４および２６にそれぞれ圧迫された上腕１０の動脈１６の容積変化に応答してそれぞれ発生する膨張袋２２、２４および２６内の圧力振動である脈波を示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３（たとえば後述の図６（ａ）、図７（ａ）、図８、図９参照）をそれぞれ採取する。また、電子制御装置７０は、それら脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３に基づいて前記生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを算出し、表示装置７８にその演算結果である測定値を表示させる。この電子制御装置７０には、上記第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２および第３圧力センサＴ３からの出力信号に加え、血圧値測定起動部８０からの出力信号が供給される。この血圧値測定起動部８０は、手動による起動操作に応答して、或いは予め設定された血圧測定周期毎に、血圧測定開始の指令信号を出力するものである。

【００３８】

図５は、電子制御装置７０に備えられた制御機能の要部を説明するための機能ブロック線図である。図５において、カフ圧制御部８２は、たとえば図１０のタイムチャートの示すように、血圧測定開始の指令信号が血圧値測定起動部８０から供給された場合に、急速排気弁５２および排気制御弁５４を閉じ、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３を開いた状態で空気ポンプ５０を起動させることにより、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６による上腕１０の動脈１６への圧迫圧力値ＰＣをその動脈１６における最高血圧値ＳＢＰよりも充分に高い値に予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭ（たとえば１８０ｍｍＨｇ）までそれぞれ急速に昇圧させる。例えば、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が上記昇圧目標圧力値ＰＣＭ以上となるまで各膨張袋を昇圧する。続いて、カフ圧制御部８２は、排気制御弁５４を用いて、上記昇圧させた上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣを予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に徐速降圧させる。このとき、カフ圧制御部８２は、所定量（たとえば３～１０ｍｍＨｇの範囲内）の除速降圧毎に上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣをそれぞれ所定時間保持する。そして、カフ圧制御部８２は、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が、上記動脈１６における最低血圧値ＤＢＰよりも充分に低い値に予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥ（たとえば３０ｍｍＨｇ）よりも小さくなったときに、急速排気弁５２を用いて上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６内の圧力をそれぞれ大気圧まで排圧する。」

参考資料１には以下の記載がある。

「[0029] As depicted in the diagram of FIG. 1, the invention involves the following basic steps:

[0030] a) Measuring a patient's brachial pressure 1, 2, i.e., systolic and diastolic pressure (SP & DP respectively);

[0031] b) Acquiring and calibrating a cuff pulse waveform 3; and

[0032] c) Calculating a calibrated aortic pressure waveform 6 using one or more generalized transfer functions 4 from the calibrated brachial cuff waveform 5.

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[0033] The steps a) and b) are preferably implemented in hardware and software, while step c) is preferably implemented in software.

[0034] Preferably, steps a) and b) comprise measuring brachial systolic and diastolic pressure or mean pressure through an oscillometric cuff method and acquiring the brachial cuff signal at specified cuff pressure. The step a) measurement can be made with a conventional blood pressure cuff device. The step b) measurement is preferably made with a device comprising a brachial cuff, a tube, a pressure pump with a control system, a pressure sensor and a digital signal processing (DSP) unit to prepare the cuff brachial signal for the software to calculate the aortic pressure waveform. The DSP unit may be connected to the computer implementing the software via a USB cable. The DSP unit may consist of an analog-to-digital component and low-pass, high pass filters and amplifiers. The cuff, the tube and the pump are similar to the components of conventional brachial blood pressure measurement devices. The control unit is used to maintain the cuff pressure within a predetermined pressure range. This is explained in more detail below.

・・・

[0054] C) Method Procedure

[0055] One embodiment of the invention follows the procedure illustrated in FIG. 3. Referring to FIG. 3, the procedure involves the following steps:

[0056] a) Measure Brachial SP and DP using an automated oscillometric cuff blood pressure technique. See block labeled with reference number 2, FIG. 3.

[0057] b) Inflate the cuff pressure to one of the following values. See block 7, FIG. 3.

(i) PCuff=(K %) DP

(ii) PCuff=(K %)(SPB－DPB)+DPB

(iii) PCuff=[(K %)+1]SPB

[0058] where K is a percentage that range preferably from 10 to 90%

[0059] c) Acquire the cuff volume pulse measured by the pressure sensor in the hardware and processed through a DSP unit, block 3, FIG. 3.

[0060] d) Calibrate the digitize cuff volume pulse signal maximum and minimum with measured brachial SP and DP respectively, block 8, FIG. 3.

[0061] e) Apply one of the following transfer functions depending on the cuff pressure values of step b) above (see, block 7, FIG. 3) to convert the measured brachial cuff pulse waveform into aortic pressure waveform, see block 9, FIG. 3:

(i) TFPCuff<DPB

(ii) TFDPB≦PCuff<SPB

(iii) TFPCuff≧SPB'

[0062] Each of these transfer functions can be composed of intermediary transfer functions.

[0063] f) Apply a calibration transfer function TFCalibrate see block 10, FIG. 3, if necessary to calibrate the calculated aortic pressure from block 9, FIG. 3.」

「［００２９］ 図１の図に描かれているように、本発明は、以下の基本的なステップを含む。

［００３０］ ａ）患者の上腕血圧１、２、すなわち収縮期圧力および拡張期圧力（それぞれＳＰ＆ＤＰ）を測定する。

［００３１］ ｂ）カフ脈拍波形３を取得し、較正すること；および

［００３２］ ｃ）較正された上腕カフ脈拍波形５から１つ以上の一般化された伝達関数４を用いて較正された大動脈圧波形６を計算すること。

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［００３３］ 好ましくは、ステップａ）及びｂ）は、ハードウェア及びソフトウェアで実装され、ステップｃ）は、好ましくはソフトウェアで実装される。

［００３４］ 好ましくは、ステップａ）及びｂ）は、オシロメトリックカフ法により上腕収縮期及び拡張期圧力又は平均圧力を測定し、指定されたカフ圧で上腕カフ信号を取得することからなる。ステップａ）の測定は、従来の血圧計のカフ装置で行うことができる。ステップｂ）の測定は、上腕カフ、チューブ、制御システムを有する加圧ポンプ、圧力センサ、及び大動脈圧波形を計算するソフトウェアのためにカフ上腕信号を準備するデジタル信号処理（ＤＳＰ）ユニットを含む装置を用いて行われることが好ましい。ＤＳＰユニットは、ＵＳＢケーブルを介して、ソフトウェアを実装するコンピュータに接続されてもよい。ＤＳＰユニットは、アナログ／デジタルコンポーネントとローパス、ハイパスフィルタおよび増幅器で構成されてもよい。カフ、チューブ、ポンプは、従来の上腕血圧測定装置の構成要素と同様である。制御部は、カフ圧を所定の圧力範囲に維持するために使用される。これについては、以下でより詳細に説明する。

・・・

［００５４］ Ｃ）方法の手順

［００５５］ 本発明の一実施形態は、図３に示される手順に従う。図３を参照すると、この手順は以下のステップを含む。

［００５６］ ａ）自動オシロメトリックカフ血圧技術を使用して上腕ＳＰ及びＤＰを測定する。図３の参照番号２でラベル付けされたブロックを参照する。

［００５７］ ｂ）カフ圧を以下の値の１つまで膨張させる。ブロック７、図３を参照。

（ｉ）ＰＣｕｆｆ＝（Ｋ％）ＤＰ

（ｉｉ）ＰＣｕｆｆ＝（Ｋ％）（ＳＰＢ－ＤＰＢ）＋ＤＰＢ

（ｉｉｉ）ＰＣｕｆｆ＝［（Ｋ％）＋１］ＳＰＢ

［００５８］ ここで、Ｋは、好ましくは１０～９０％の範囲の百分率である。

［００５９］ ｃ）圧力センサによって測定されたカフ容積パルスをハードウェアで取得し、ＤＳＰユニット、ブロック３、図３を通して処理する。

［００６０］ ｄ）デジタル化したカフ容積脈拍信号の最大値と最小値を、それぞれ測定された上腕ＳＰとＤＰで較正する。ブロック８、図３を参照。

［００６１］ ｅ）上記ステップｂ）のカフ圧力値に応じて以下の伝達関数の１つを適用し（ブロック７、図３参照）、測定された上腕カフ脈拍波形を大動脈圧波形に変換する。ブロック９、図３を参照。

（ｉ）ＴＦＰＣｕｆｆ＜ＤＰＢである。

（ｉｉ）ＴＦＤＰＢ≦ＰＣｕｆｆ＜ＳＰＢ

（ｉｉｉ）ＴＦＰＣｕｆｆ≧ＳＰＢとなる。

［００６２］ これらの各伝達関数は、中間的な伝達関数で構成することができる。

［００６３］ ｆ）ブロック９、図３からの計算された大動脈圧を較正するために、必要ならば較正伝達関数ＴＦＣａｌｉｂｒａｔｅ参照ブロック１０、図３を適用する。」