JPH0154057B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、血流或は血管に関連する電気信号を
基に末梢血管のコンプライアンスとその抵抗との
積を測定するための血管の時定数特性測定装置に
関するものである。

〔従来の技術と発明が解決しようとする問題点〕

従来から、ウインドケツセル理論により動脈系
を弾性モデルとして考え、弾性要素の血液量（そ
の容積に対応する）をＱ、その部分の血圧をＰ、
弾性要素のコンプライアンスをＣとして、dQ＝
CdPなる関係からＣを求める解析が行われ、動脈
硬化の診断等臨床上にも応用されている。

さらに、特開昭58−216034により前述の弾性モ
デルを電気回路に置換し、電気信号として検出し
た容積脈波信号を基に動脈血流を血管の弾性要素
に出入する血流と末梢側へ向う血流とに分離し得
る血流測定装置が提案されている。しかしなが
ら、血管特性の解析上重要な意義を有する血管抵
抗に関連するフアクタの測定は、依然不可能であ
つた。

本発明は、これらの点に鑑みて末梢血管抵抗と
そのコンプライアンスとの積に対応した時定数特
性を電気的に測定する末梢血管の時定数特性測定
装置を提供することを目的とする。

〔問題点を解決するための手段〕

第６図に示すように、動脈系は静電容量及び電
気抵抗より形成される電気回路に置換して考える
ことができ、またこのような回路における電気イ
ンピーダンス変化Ｚが、 Ｚ＝kV ……(1) で与えられていることも確認されている（ｋ：比
例定数、Ｖ：血管容積）。血管容積の時間ｔに対
する微分値は、測定領域への流入血流Ｆ及びより
末梢領域からの流出血流F₁間の差により次ぎの
ように与えられる。

dV／dt＝Ｆ−F₁ ……(2) 一方、血管のコンプライアンスＣは次ぎの式で
定義される。

Ｃ＝dV／dP ……(3) 血圧Ｐ＝０〜Ｐに対してＣが一定であると仮定
すると、式(3)より次ぎのようになる。

dV＝CdP ……(4) この式を積分することにより、次ぎのようにな
る。

dV＝C∫dP ……(5) したがつて、次ぎの式が得られる。

Ｖ＝CP＋Ｋ ……(6) ここで、Ｋは積分定数であり、周知のように、
動脈血管は血圧Ｐ＝Ｏのときには弾性により血管
容積Ｖ＝０なのでＫ＝０となり、したがつて次ぎ
のようになる。

Ｖ＝CP ……(7) 測定領域からより末梢領域への流出血流F₁は、
次ぎのように与えられる。

F₁＝Ｐ−Pp／Ｒ ……(8) ここで、Pp：末梢血圧、Ｒ：末梢抵抗 Ppは静脈圧力に近似し、かつＰに比べて十分
小さいのでPpは無視でき、したがつて、F₁は次
ぎのようになる。

F₁＝Ｐ／Ｒ ……(9) 式(7)及び(9)により F₁＝Ｖ／CR ……(10) となり、式(2)及び(10)から次ぎのようになる。

F₁＝dV／dt＋Ｖ／Ｒ ……(11) α＝１／ｋ及びβ＝１／kCRに設定すると、
式(1)及び(11)より、次ぎのようになる。

Ｆ＝αdZ／dt＋βZ ……(12) CR＝α／β ……（13） 実際の測定では、Ｆ及びＺは、心拍周期Ｔの時
間ｔに対する周期関数Ｆ（ｔ）、Ｚ（ｔ）として得
られ、したがつてこれらは次ぎのように与えられ
る。

Ｆ（ｔ）＝f₀＋ｆ（ｔ） ……（14） Ｚ（ｔ）＝z₀＋ｚ（ｔ） ……（15） ここで、f₀及びz₀は、Ｆ（ｔ）及びＺ（ｔ）のそ
れぞれ平均値であり、次ぎのようになる。

f₀＝１／Ｔ∫^T ₀Ｆ（ｔ）dt ……（16） z₀＝１／Ｔ∫^T ₀Ｚ（ｔ）dt ……（17） そこで、式(12)をｔの関数として書直すと Ｆ（ｔ）＝αdZ（ｔ）／dt＋βZ（ｔ） ……（18） となり、したがつて次ぎの式が得られる。

１／Ｔ∫^T ₀Ｆ（ｔ）dt＝α／Ｔ∫^T ₀dZ（ｔ）／dtdt ＋β／Ｔ∫^T ₀Ｚ（ｔ）dt ……（19） Ｚ（０）＝Ｚ（Ｔ）とすることができるので、こ
の式の右辺第１項は０であり、したがつて、f₀＝
βz₀が得られる。そこで、式（14）、（15）及び
（19）から次ぎの式が得られる。

ｆ（ｔ）＝αdz（ｔ）／dt＋βz（ｔ） ……（20） この式は、第７図に示すようにラツトの中心尾
動脈の部位について電磁型の血流計により検出し
たｆ（ｔ）のｐ−ｐ値と、式（18）の右辺を基に
電気インピーダンス測定器により検出した信号か
ら演算したｐ−ｐ値には、広いレベル範囲で確実
に相関性が存在することが確認されている。そこ
で、さらに式（20）においてdz（ｔ）／dtを
z′（ｔ）と書直すと、ｔ＝t₁及びｔ＝t₂において次
ぎのようになる。

ｆ（t₁）＝αz′（t₁）＋βz（t₁） ……（21） ｆ（t₂）＝αz′（t₂）＋βz（t₂） ……（22） これにより、クラメル公式を基に次ぎのように
なる。

α＝１／Δ｜ｆ（t₁） ｚ（t₁） ｆ（t₂） ｚ（t₂）｜ ……（23） β＝１／Δ｜z′（t₁） ｆ（t₁） z′（t₂） ｆ（t₂）｜ ……（24） ここで、 Δ＝｜z′（t₁） ｚ（t₁） z′（t₂） ｚ（t₂）｜ ……（25） それ故、時定数はCR＝α／βとして次ぎの演
算により得られる。

CR＝ｆ（t₁）ｚ（t₂）−ｆ（t₂）ｚ（t₁）／ｆ（t₂）
z′（t₁）−ｆ（t₁）z′（t₂）……（26） そこで、本発明の末梢血管の時定数特性測定装
置は、式（26）を基にCRを測定するために、第
１図に示すように、末梢血管近辺から末梢側へ心
拍に応じて流れる血流の変化を血流変化分信号ｆ
（ｔ）として検出する血流変化分信号検出手段１
と、その測定部位における心拍による容積変化を
インピーダンス変化分信号ｚ（ｔ）として検出す
るインピーダンス変化分信号検出手段２と、ｚ
（ｔ）を微分して微分信号z′（ｔ）を発生させる微
分手段３と、これらの信号をサンプリングすべき
心拍周期内の任意の２個所の時点t₁、t₂を設定す
る測定時点設定手段４と、式（26）に基ずく演算
を行う時定数算出手段５とより構成されている。

〔作用〕

血流変化分信号検出手段１は測定部位のｆ（ｔ）
を検出し、インピーダンス変化分信号検出手段２
はそのｚ（ｔ）を検出する。微分手段３は、検出
されたｚ（ｔ）を微分してz′（ｔ）を発生させる。
測定時点設定手段４は、ｆ（ｔ）、ｚ（ｔ）、z′（ｔ
）
或は別途の心拍信号を基に心拍周期内の任意の２
個所の時点t₁、t₂を設定する。時定数算出手段５
は、時点t₁の血流変化分信号ｆ（t₁）、インピーダ
ンス変化分信号ｚ（t₁）及び微分インピーダンス
変化分信号z′（t₁）並びに時点t₂の血流変化分信号
ｆ（t₂）、インピーダンス変化分信号ｚ（t₂）及び
微分インピーダンス変化分信号z′（t₂）の測定値
を取込んで、式（26）に従い時定数を算出する。

〔発明の実施例〕

第２図は本発明の一実施例を示すもので、とう
骨動脈部分の血流を検出する超音波血流計１１
と、その動脈容積の変化をインピーダンスとして
検出するインピーダンス脈波計１２と、それぞれ
の検出値をデイジタル化するＡ／Ｄコンバータ１
３，１４と、これらのデイジタル信号を取込んで
演算処理を行うマイクロコンピユータ１５と、こ
の演算処理を行う波形をモニタするブラウン管装
置１６と、この処理波形及び算出されたCR値を
プリントアウトするプリンタ１７と、CR値を表
示する数値表示器１８とより構成されている。

マイクロコンピユータ１５は、RAM、ROM、
CPU等を内蔵することにより、第３図に示すよ
うな回路機能を果すようにプログラムされてい
る。即ち、１５１は少なくとも一心拍周期分の血
流信号Ｆ（ｔ）及びインピーダンス信号Ｚ（ｔ）の
50点程度のサンプリング値を記憶してこれらの信
号処理用に出力する記憶手段、１５２は何れか一
方の信号、例えばＦ（ｔ）を基に心拍周期Ｔを検
出する心拍周期検出手段、１５３は測定すべき一
周期分の血流平均値成分f₀を算出する血流平均値
算出手段、１５４は一周期分のインピーダンス平
均値成分z₀を算出するインピーダンス平均値成分
算出手段、１５５は所属周期の血流信号Ｆ（ｔ）
から血流平均値成分f₀を減算することにより血流
変化分信号ｆ（ｔ）を発生させる減算手段、１５
６は所属周期のインピーダンス信号Ｚ（ｔ）から
インピーダンス平均値成分z₀を減算することによ
りインピーダンス変化分信号ｚ（ｔ）を発生させ
る減算手段、１５７はこの減算手段の出力信号を
微分して微分インピーダンス変化分信号z′（ｔ）
を出力する微分手段、１５８は減算手段１５５の
出力信号の所属周期における最初の零点を検出す
ることにより測定時点t₁をそして、減算手段１５
６の出力信号の２番目の零点を検出することによ
り測定時点t₂を設定する零点検出手段、１５９は
これらの時点における信号値により式（26）を基
に時定数を算出する時定数算出手段である。これ
らの各部１５１，１５３，１５５で第１図の血流
変化分信号検出手段１を、各部１５１，１５４，
１５６でインピーダンス変化分信号検出手段２
を、各部１５１，１５２，１５８で測定時点設定
手段４を構成している。

測定に際しては、外部からの指令信号を基に或
いは間欠的にマイクロコンピユータ１５はＡ／Ｄ
コンバータ１３，１４から一周期分以上のサンプ
リングデータＦ（ｔ）及びＺ（ｔ）を取込む。以
下、そのCPUが第３図に示す回路機能の処理動
作を行なう。即ち、第４図に示すように、周期Ｔ
におけるｆ（ｔ）の最初の零時点をt₁そしてｚ
（ｔ）の最初の零時点をt₂とし、これらの時点に
おけるサンプリングデータｆ（t₁）、ｆ（t₂）、ｚ
（t₁）、ｚ（t₂）、z′（t₁）、z′（t₂）を基に時定数
CRを
算出する。測定すべき第４図に示す波形は、ブラ
ウン管装置１８でモニタされ、プリンタ１７に記
録される。また、CRの値は数値表示器１８に表
示されると共に、プリンタ１７に記録される。

尚、この実施例において、t₁、t₂の値はその外
種々に設定可能であり、例えばt₁及びt₂をｚ（ｔ）
＝０及びz′（ｔ）＝０にそれぞれ設定すると、式
（26）は次ぎのように簡単な演算式となる。

CR＝ｆ（t₁）ｚ（t₂）／ｆ（t₂）z′（t₁）＝ｆ（t₁
）／z′（t₁）／ｆ（t₂）／ｚ（t₂） ……（27） 第５図は別の実施例を示すもので、血流信号Ｆ
（ｔ）及びインピーダンス信号Ｚ（ｔ）がコンデン
サ２１，２２で直流分を分離されることにより、
血流変化分信号ｆ（ｔ）及びインピーダンス変化
分信号ｚ（ｔ）が発生される。２３は、血流信号
Ｆ（ｔ）を基に心拍の開始及び終了時点を検出す
る心拍周期検出回路である。２４は、血流信号Ｆ
（ｔ）のピーク値を検出することにより第１の測
定時点t₁を規定するピーク検出回路である。２５
は、この時点t₁を所定時間Δtだけ遅延させること
により次ぎの測定時点t₂を規定する遅延回路であ
る。２６は、インピーダンス変化分信号ｚ（ｔ）
をコンデンサ及び抵抗回路により微分する微分回
路である。２７〜２９は、測定時点t₁、t₂におけ
るｆ（ｔ）、ｚ（ｔ）、z′（ｔ）信号のサンプリング
回路、３１〜３３はそれぞれのサンプリング値を
デイジタル化するＡ／Ｄコンバータである。３４
は、これらのサンプリングデータｆ（t₁）、ｆ
（t₂）、ｚ（t₁）、ｚ（t₂）、z′（t₁）、z′（t₂）を
基に式
（26）に基く演算を行うCPU利用の時定数算出手
段である。これにより、手動操作により或は自動
的に周期信号が発生されると、その周期内の血流
信号Ｆ（ｔ）のピーク値を基準にした測定時点に
おけるサンプリング値を基にCRが算出される。

〔発明の効果〕

以上、本発明によれば末梢血管近辺の血流信号
及び血管の容積変化を電気的に検出することによ
り、自動的により末梢側の末梢血管のコンプライ
アンスと血管抵抗との積に対応する値が自動的に
測定できるようになる。したがつて、本発明は動
脈硬化、脳血栓の予防等の臨床上の意義が大きい
と云える。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による血管の時定数特性測定装
置の回路構成を示す図、第２図は本発明の実施例
による時定数測定回路の構成を示す図、第３図は
そのマイクロコンピユータの動作を説明する機能
ブロツク図、第４図はその動作波形を示す図、第
５図は別の実施例による時定数測定回路の構成を
示す図、第６図はウインドケツセルの電気回路の
モデルを説明する図及び第７図は本発明の成立性
を確認するための実験データを示す図である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 末梢血管近辺の測定部位から末梢側へ心拍に
   応じて流れる血流の変化を電気信号ｆ（ｔ）とし
   て検出する血流変化分信号検出手段と、前記測定
   部位における前記心拍による容積変化を電気イン
   ピーダンスｚ（ｔ）として検出するインピーダン
   ス変化分信号検出手段と、検出されたこのインピ
   ーダンス変化分信号の微分信号z′（ｔ）を発生さ
   せる微分手段と、前記心拍周期内の任意の２個所
   の時点t₁、t₂を設定する測定時点設定手段と、時
   点t₁の血流変化分信号ｆ（t₁）、インピーダンス変
   化分信号ｚ（t₁）及び微分インピーダンス変化分
   信号z′（t₁）並びに時点t₂の血流変化分信号ｆ
   （t₂）、インピーダンス変化分信号ｚ（t₂）及び微
   分インピーダンス変化分信号z′（t₂）を基に CR＝ｆ（t₁）ｚ（t₂）−ｆ（t₂）ｚ（t₁）／ｆ（t₂）
   z′（t₁）−ｆ（t₁）z′（t₂） （Ｃ：末梢血管のコンプライアンス、Ｒ：末梢血
   管抵抗）を演算する時定数算出手段とを備えてな
   る末梢血管の時定数特性測定装置。