JPH0145368B2 - - Google Patents
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- JPH0145368B2 JPH0145368B2 JP19016183A JP19016183A JPH0145368B2 JP H0145368 B2 JPH0145368 B2 JP H0145368B2 JP 19016183 A JP19016183 A JP 19016183A JP 19016183 A JP19016183 A JP 19016183A JP H0145368 B2 JPH0145368 B2 JP H0145368B2
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- echo
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- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 claims description 27
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 14
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 claims description 10
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims description 7
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 claims description 5
- 230000035487 diastolic blood pressure Effects 0.000 claims 1
- 238000002592 echocardiography Methods 0.000 claims 1
- 230000035488 systolic blood pressure Effects 0.000 claims 1
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- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
この発明は表在性血管や体内深部の血管におけ
る血圧波形を非観血的、非侵襲的に計測できるよ
うにした血圧波計測装置に関する。
る血圧波形を非観血的、非侵襲的に計測できるよ
うにした血圧波計測装置に関する。
例えば、頚動脈のような表在性血管の血圧波形
を非観血的、非侵襲的に計測するには、一般に圧
トランスジユーサが使用されるが、圧トランスジ
ユーサを使用する場合には計測部位の体表面にあ
る程度の圧力をかけた状態で計測する。このた
め、計測部位の血管が圧迫を受けるから、圧トラ
ンスジユーサによる血圧波形と、実際にこの計測
部位にカテーテルを挿入して得た血圧波形とでは
一致しない。
を非観血的、非侵襲的に計測するには、一般に圧
トランスジユーサが使用されるが、圧トランスジ
ユーサを使用する場合には計測部位の体表面にあ
る程度の圧力をかけた状態で計測する。このた
め、計測部位の血管が圧迫を受けるから、圧トラ
ンスジユーサによる血圧波形と、実際にこの計測
部位にカテーテルを挿入して得た血圧波形とでは
一致しない。
計測部位の血圧波形を正確に計測することは、
疾患の治療及び予知を行う上で極めて重要である
にも拘わらず、従来の血圧波計測装置ではそのデ
ータを提供できなかつた。
疾患の治療及び予知を行う上で極めて重要である
にも拘わらず、従来の血圧波計測装置ではそのデ
ータを提供できなかつた。
また、体内深部の血管の血圧波形を計測できれ
ば、心疾患等の治療、予防等に極めて重要なデー
タを得ることができる。しかし、上述したような
従来の血圧波計測装置を使用したのでは、非観血
的、非侵襲的に体内深部の血管の血圧波形を計測
することはおよそ不可能である。
ば、心疾患等の治療、予防等に極めて重要なデー
タを得ることができる。しかし、上述したような
従来の血圧波計測装置を使用したのでは、非観血
的、非侵襲的に体内深部の血管の血圧波形を計測
することはおよそ不可能である。
そこで、この発明では表在性血管、体内深部の
血管の血圧波形を非観血的、非侵襲的に計測する
ことができる血圧波計測装置を提供するものであ
る。
血管の血圧波形を非観血的、非侵襲的に計測する
ことができる血圧波計測装置を提供するものであ
る。
この発明においては、計測部位における血管の
径変化を示す波形がその部位の血圧波形に極めて
近似していることに着目したもので、同一計測部
位における径変化波形と血圧波形との酷似性につ
いての発見及び証明は発明者等の度重なる臨床実
験によりすでに確認されている。
径変化を示す波形がその部位の血圧波形に極めて
近似していることに着目したもので、同一計測部
位における径変化波形と血圧波形との酷似性につ
いての発見及び証明は発明者等の度重なる臨床実
験によりすでに確認されている。
続いて、この発明の一例を第１図以下を参照し
て詳細に説明する。
て詳細に説明する。
この発明においては非観血的、非侵襲的計測を
実現するために、超音波が使用される。
実現するために、超音波が使用される。
１がこの測定に供する超音波プローブである。
２は体表、３は表在性血管（この例では左総頚動
脈）であり、矢印ａが血流方向を示す。
２は体表、３は表在性血管（この例では左総頚動
脈）であり、矢印ａが血流方向を示す。
超音波プローブ１は血流速測定に供する一対の
受波用振動子４Ａ，４Ｂと、血管３の径変位測定
に供する送受波兼用の振動子５を有する。
受波用振動子４Ａ，４Ｂと、血管３の径変位測定
に供する送受波兼用の振動子５を有する。
１０は血圧波計測回路の一例であつて、発振器
１１はプローブ１の振動子５に供給する励振パル
スPfを得るためのものであり、この例では10kHz
のパルス出力が利用される。振動子５の固有振動
周波数は6MHzである。１２は出力増幅器を示す。
１１はプローブ１の振動子５に供給する励振パル
スPfを得るためのものであり、この例では10kHz
のパルス出力が利用される。振動子５の固有振動
周波数は6MHzである。１２は出力増幅器を示す。
振動子５で受波されたエコー出力Sc（第２図
Ｃ，Sfは送波パルスを示す。）は広帯域の増幅回
路１３に供給される。
Ｃ，Sfは送波パルスを示す。）は広帯域の増幅回
路１３に供給される。
なお、エコー出力Sc中には振動子４Ａ，４Ｂ
の振動によつて得られる出力（ドツプラー出力）
Sa，Sbが混入しているので、この回路１３には
図示せずもこれらドツプラー出力Sa，Sbをトラ
ツプするための回路が設けられている。
の振動によつて得られる出力（ドツプラー出力）
Sa，Sbが混入しているので、この回路１３には
図示せずもこれらドツプラー出力Sa，Sbをトラ
ツプするための回路が設けられている。
エコー出力Scは第２図Ｃで示すように、血管
３の前壁３Ａ及び後壁３Ｂの各部分に夫々対応し
たエコーバルスSg，Shが得られる。しかも、各
エコーパルスSg，Shは外径壁３Aa，３Ba及び
内径壁３Ab，３Bbに夫々対応しているので、エ
コーパルスScのうち内径壁３Ab，３Bbに関連し
たエコーパルスSg2とSh1との時間幅が計測部位
の血管径Dbに対応する。
３の前壁３Ａ及び後壁３Ｂの各部分に夫々対応し
たエコーバルスSg，Shが得られる。しかも、各
エコーパルスSg，Shは外径壁３Aa，３Ba及び
内径壁３Ab，３Bbに夫々対応しているので、エ
コーパルスScのうち内径壁３Ab，３Bbに関連し
たエコーパルスSg2とSh1との時間幅が計測部位
の血管径Dbに対応する。
従つて、内径壁３Ab，３Bbに関連したエコー
パルスSg2及びSh1に夫々追従したゲートパルス
Pca，Pcb（第２図Ｄ，Ｅ）によつて径変位出力を
形成できる。この例では、エコートラツキング回
路という特殊な回路でゲートパルスPca，Pcbを
形成する。
パルスSg2及びSh1に夫々追従したゲートパルス
Pca，Pcb（第２図Ｄ，Ｅ）によつて径変位出力を
形成できる。この例では、エコートラツキング回
路という特殊な回路でゲートパルスPca，Pcbを
形成する。
１０Ａ，１０Ｂはエコートラツキング回路を示
し、一方の回路１０ＡはゲートパルスPcaを形成
するためのものであり、他方の回路１０Ｂは残り
のゲートパルスPcbを形成するためのものであ
る。一方のエコートラツキング回路１０Ａから説
明する。
し、一方の回路１０ＡはゲートパルスPcaを形成
するためのものであり、他方の回路１０Ｂは残り
のゲートパルスPcbを形成するためのものであ
る。一方のエコートラツキング回路１０Ａから説
明する。
１４Ａは遅延発振回路で、電圧比較器１５Ａと
その出力でトリガーされる単安定マルチバイブレ
ータ１６Ａで構成され、このマルチ出力がゲート
パルスPcaとしてエコーパルスScと共にゲート回
路として動作する位相比較器１７Ａに供給され
る。ゲートパルスPcaはエコーパルスScのうち前
壁３Ａの内径壁３Abに対応したエコーパルスSg2
の位置で発生するように前もつて調整されてい
る。
その出力でトリガーされる単安定マルチバイブレ
ータ１６Ａで構成され、このマルチ出力がゲート
パルスPcaとしてエコーパルスScと共にゲート回
路として動作する位相比較器１７Ａに供給され
る。ゲートパルスPcaはエコーパルスScのうち前
壁３Ａの内径壁３Abに対応したエコーパルスSg2
の位置で発生するように前もつて調整されてい
る。
この調整は例えば次のようにして行うことがで
きる。
きる。
まず、オシロスコープ（図示せず）上にエコー
出力（パルスエコー）Scを表示しておく。その
状態で、位相比較供給１７Ａに対する入力である
エコー出力Scをカツトし、電圧比較器１５Ａに
おいてオフセツト電圧Vaと基準出力Ecとの電圧
比較を行い、その比較出力をモノマルチバイブレ
ータ１６Ａで一定時間遅延し、その遅延したゲー
トパルスPcaを上述のオシロスコープ上に映し出
し、このゲートパルスPcaがエコー出力Sc中の内
径壁３Abに関連したエコーパルスSg2と一致する
ように、オフセツト電圧Vaを調整する。
出力（パルスエコー）Scを表示しておく。その
状態で、位相比較供給１７Ａに対する入力である
エコー出力Scをカツトし、電圧比較器１５Ａに
おいてオフセツト電圧Vaと基準出力Ecとの電圧
比較を行い、その比較出力をモノマルチバイブレ
ータ１６Ａで一定時間遅延し、その遅延したゲー
トパルスPcaを上述のオシロスコープ上に映し出
し、このゲートパルスPcaがエコー出力Sc中の内
径壁３Abに関連したエコーパルスSg2と一致する
ように、オフセツト電圧Vaを調整する。
一方のエコートラツキング回路１０Ａは図のよ
うに位相ロツクするように閉ループ構成となつて
いるので、一旦オフセツト電圧Vaを調整したの
ち、位相比較器１７Ａにエコー出力Scを入力す
れば、このエコー出力Scに追従して、エコーパ
ルスSg2が変動する。
うに位相ロツクするように閉ループ構成となつて
いるので、一旦オフセツト電圧Vaを調整したの
ち、位相比較器１７Ａにエコー出力Scを入力す
れば、このエコー出力Scに追従して、エコーパ
ルスSg2が変動する。
従つて、今エコーパルスSg2とゲートパルス
Pcaとの位相関係が第３図Ａ，Ｂで示すようにな
つていれば、このときの位相比較器１７Ａの出力
Siaは同図Ｃのようになるので、これをローパス
フイルタ１８Ａにて平滑すれば、その出力Eaは
零になる。
Pcaとの位相関係が第３図Ａ，Ｂで示すようにな
つていれば、このときの位相比較器１７Ａの出力
Siaは同図Ｃのようになるので、これをローパス
フイルタ１８Ａにて平滑すれば、その出力Eaは
零になる。
この出力Eaはオフセツト電圧調整用可変抵抗
器１９Ａで得たオフセツト電圧Vaに重畳され、
その出力が電圧比較器１５Ａに供給される。この
電圧比較器１５Ａには第４図Ａで示すようなのこ
ぎり波状の基準出力Ecが供給されている。２０
はこの基準出力Ecを形成するための回路で、励
振パルスPfによつて駆動される。従つて、励振
パルスPfは周波数が10KHzであるから、この基準
出力Ecもこの励振パルスPfに対応した周期とな
る。
器１９Ａで得たオフセツト電圧Vaに重畳され、
その出力が電圧比較器１５Ａに供給される。この
電圧比較器１５Ａには第４図Ａで示すようなのこ
ぎり波状の基準出力Ecが供給されている。２０
はこの基準出力Ecを形成するための回路で、励
振パルスPfによつて駆動される。従つて、励振
パルスPfは周波数が10KHzであるから、この基準
出力Ecもこの励振パルスPfに対応した周期とな
る。
さて、比較電圧はVaであるから、基準出力Ec
と一致したところで、比較出力が出力されてマル
チバイブレータ１６Ａがトリガーされる結果、上
述した理由により第４図ＢのゲートパルスPcaが
得られる。
と一致したところで、比較出力が出力されてマル
チバイブレータ１６Ａがトリガーされる結果、上
述した理由により第４図ＢのゲートパルスPcaが
得られる。
なお、このゲートパルスPcaのパルス幅は振動
子５の固有振動周期の1/2に選ばれている。
子５の固有振動周期の1/2に選ばれている。
ゲートパルスPcaに対し、エコーパルスSg2が
第３図Ａの破線で示すように変化した場合には、
このゲートパルスPcaによつてゲートされる出力
Siaは同図Ｄの如くなるから、このときには負の
平滑出力Eaとなつて、電圧比較器１５Ａへの入
力電圧が低下する。そのため、ゲートパルスPca
は第４図Ｃのような位置に移動し、この移動によ
つてゲートパルスPcaとエコーパルスSg2の位相
差が零になると、平滑出力Eaが零になつてPLL
動作は停止する。エコーパルスSg2が上述とは逆
に右側に移動すれば、出力Siaは第３図Ｅとなり、
ゲートパルスPcaは第４図Ｄのように同じく右側
にずれる。このようなPLL制御によつてエコー
パルスSg2にゲートパルスPcaが追従する。ここ
で、エコーパルスSg2の位相変動は血管３を流れ
る血流によつて生ずるものであるから、血管壁の
変位状態はこのゲートパルスPcaの位相変化とな
つてあらわれる。
第３図Ａの破線で示すように変化した場合には、
このゲートパルスPcaによつてゲートされる出力
Siaは同図Ｄの如くなるから、このときには負の
平滑出力Eaとなつて、電圧比較器１５Ａへの入
力電圧が低下する。そのため、ゲートパルスPca
は第４図Ｃのような位置に移動し、この移動によ
つてゲートパルスPcaとエコーパルスSg2の位相
差が零になると、平滑出力Eaが零になつてPLL
動作は停止する。エコーパルスSg2が上述とは逆
に右側に移動すれば、出力Siaは第３図Ｅとなり、
ゲートパルスPcaは第４図Ｄのように同じく右側
にずれる。このようなPLL制御によつてエコー
パルスSg2にゲートパルスPcaが追従する。ここ
で、エコーパルスSg2の位相変動は血管３を流れ
る血流によつて生ずるものであるから、血管壁の
変位状態はこのゲートパルスPcaの位相変化とな
つてあらわれる。
同様にして、他方のエコートラツキング回路１
０Ｂにおいては、第２図Ｅに示すように、後壁３
Ｂの内径壁３Bbの変位に対応したゲートパルス
Pcbが形成され、上述のゲートパルスPcaにてフ
リツプフロツプ回路２１をセツトし、このゲート
パルスPcbでリセツトするようにすれば、血管内
径Dbに関連したパルス幅をもつパルス出力Pc（第
２図Ｆ）を形成できる。
０Ｂにおいては、第２図Ｅに示すように、後壁３
Ｂの内径壁３Bbの変位に対応したゲートパルス
Pcbが形成され、上述のゲートパルスPcaにてフ
リツプフロツプ回路２１をセツトし、このゲート
パルスPcbでリセツトするようにすれば、血管内
径Dbに関連したパルス幅をもつパルス出力Pc（第
２図Ｆ）を形成できる。
従つて、今血管３の収縮期が第２図Ａであり、
拡張期が同図Ｇであるとすれば、この血管拍動に
応じてパルス出力Pcは同図Ｆから同図Ｉまで変
化することになる。パルス出力Pcは端子２１ａ
に出力されると共に、これは60Hzをカツトオフ周
波数とする平滑回路２２を介して直流増幅回路２
３に供給される。従つて、その出力は第５図Ａの
ようになる。この波形は計測部位の血圧波形（血
圧波信号）を示すと共に径変位波形（径変位信
号）を示す。
拡張期が同図Ｇであるとすれば、この血管拍動に
応じてパルス出力Pcは同図Ｆから同図Ｉまで変
化することになる。パルス出力Pcは端子２１ａ
に出力されると共に、これは60Hzをカツトオフ周
波数とする平滑回路２２を介して直流増幅回路２
３に供給される。従つて、その出力は第５図Ａの
ようになる。この波形は計測部位の血圧波形（血
圧波信号）を示すと共に径変位波形（径変位信
号）を示す。
第６図Ａは実際にカテーテルを左総頚動脈に挿
入して計測したときの血圧波形（被検者は31歳の
女性）であり、同図Ｂは第１図に示すこの発明に
係る血圧波計測装置を使用して計測して得た血圧
波形Sdである。両者を比較すれば明らかなよう
に、侵襲的に計測した結果と同一になる。同図Ｃ
は横軸に計測部位の血管径（直径）を目盛り、縦
軸に血圧値を目盛つたときのリサージユ波形を示
す。このようにリサージユ波形が直線的になるこ
とは、両者の関係が線形であることを示すもので
あるから、径変位波形は血圧波形とみなすことが
できる。
入して計測したときの血圧波形（被検者は31歳の
女性）であり、同図Ｂは第１図に示すこの発明に
係る血圧波計測装置を使用して計測して得た血圧
波形Sdである。両者を比較すれば明らかなよう
に、侵襲的に計測した結果と同一になる。同図Ｃ
は横軸に計測部位の血管径（直径）を目盛り、縦
軸に血圧値を目盛つたときのリサージユ波形を示
す。このようにリサージユ波形が直線的になるこ
とは、両者の関係が線形であることを示すもので
あるから、径変位波形は血圧波形とみなすことが
できる。
同様に、第７図は50歳の男性を被検者としたと
きの侵襲的血圧波形、非侵襲的血圧波形及びリサ
ージユ波形であつて、この場合も第６図と同様な
関係にあることが判る。
きの侵襲的血圧波形、非侵襲的血圧波形及びリサ
ージユ波形であつて、この場合も第６図と同様な
関係にあることが判る。
これらのことから、上述の手段を使用すれば、
表在性血管の血圧波形を極めて正確に、しかも非
観血的、非侵襲的に計測できることがわかる。
表在性血管の血圧波形を極めて正確に、しかも非
観血的、非侵襲的に計測できることがわかる。
なお、第５図Ｂは心電図波形Seを示す。
上述では表在性血管の血圧波形について説明し
たが、この発明では超音波プローブ１の反射エコ
ーScが得られる範囲であれば、生体深部の血管
の血圧波形も同様に計測できることは容易に理解
できよう。
たが、この発明では超音波プローブ１の反射エコ
ーScが得られる範囲であれば、生体深部の血管
の血圧波形も同様に計測できることは容易に理解
できよう。
以上説明したように、この発明によれば超音波
プローブ１より得られる反射エコーScに基づい
て血圧波形を計測できるから、非観血的、非侵襲
的に血圧波形の計測が可能になると共に、表在性
血管のみならず、生体深部の血管の血圧波形も計
測できるから、特にこの発明は生体深部の血管の
血圧波形を計測する場合に適用して極めて好適で
ある。
プローブ１より得られる反射エコーScに基づい
て血圧波形を計測できるから、非観血的、非侵襲
的に血圧波形の計測が可能になると共に、表在性
血管のみならず、生体深部の血管の血圧波形も計
測できるから、特にこの発明は生体深部の血管の
血圧波形を計測する場合に適用して極めて好適で
ある。
第１図は、この発明に係る非侵襲的血圧波計測
装置の一例を示すブロツク図、第２図〜第５図は
夫々この発明の説明に供する波形図、第６図Ａ及
び第７図Ａは血圧波形図、第６図Ｂ及び第７図Ｂ
は径変位波形図、第６図Ｃ及び第７図Ｃは血管径
と血圧との関係を示すオシロスコープによる写真
である。 １は超音波プローブ、１０は血圧波計測回路、
１０Ａ，１０Ｂは第１及び第２のエコートラツキ
ング回路、Scは反射エコー、Sdは血圧波形であ
る。
装置の一例を示すブロツク図、第２図〜第５図は
夫々この発明の説明に供する波形図、第６図Ａ及
び第７図Ａは血圧波形図、第６図Ｂ及び第７図Ｂ
は径変位波形図、第６図Ｃ及び第７図Ｃは血管径
と血圧との関係を示すオシロスコープによる写真
である。 １は超音波プローブ、１０は血圧波計測回路、
１０Ａ，１０Ｂは第１及び第２のエコートラツキ
ング回路、Scは反射エコー、Sdは血圧波形であ
る。
Claims (1)
- １ 超音波プローブより照射された超音波の反射
エコーから血管の前壁及び後壁に対応した径変位
信号を検出し、この径変位信号を、その最高振幅
を最高血圧とし、最低振幅を最低血圧とする血圧
波信号として得るようにした非侵襲的血圧波計測
装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19016183A JPS6080440A (ja) | 1983-10-12 | 1983-10-12 | 非侵襲的血圧波計測装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19016183A JPS6080440A (ja) | 1983-10-12 | 1983-10-12 | 非侵襲的血圧波計測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6080440A JPS6080440A (ja) | 1985-05-08 |
| JPH0145368B2 true JPH0145368B2 (ja) | 1989-10-03 |
Family
ID=16253437
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP19016183A Granted JPS6080440A (ja) | 1983-10-12 | 1983-10-12 | 非侵襲的血圧波計測装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6080440A (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6411535A (en) * | 1987-07-07 | 1989-01-17 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP2014176745A (ja) * | 2014-05-29 | 2014-09-25 | Seiko Epson Corp | 血圧計測装置、及び血圧計測方法 |
-
1983
- 1983-10-12 JP JP19016183A patent/JPS6080440A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6080440A (ja) | 1985-05-08 |
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