JPH039725A - 動脈の血圧測定方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、動脈の任意の点において動脈の圧力ｐ（ｔ）
を瞬間的時間毎に測定するための方法と、その方法を実
施するための装置とに関する。

〔従来の技術〕

公知の如く、動脈コンプライアンス、すなわち、血圧変
化に対応する動脈断面積の変化は、動脈の弾性特性を表
す。このコンプライアンスは動脈系統の生理学、生理病
理学、治療について充分な知Ｖ＆を得る上で必須である
と考えられている。このコンプライアンスは動脈圧力の
関数であり、それを判定する之めには、動脈の任意の点
における圧力と直径との瞬間的な関係を知る必要がある
。

圧力・直径関係を測定する之めの提案は既になされてお
り、例えば、雑誌「Ａｒｅｈ、Ｍｌ、Ｃｏｅｕｒ　Ｎｒ
。

６、　１９８７Ｊ　の７８９〜７９３頁に掲載された論
文で提案されており、それによると、意識のある犬につ
いて大動脈の粘弾性特性が分析窟れている。ホルモンの
投与に対する大動脈の粘弾性応答性が、上記研究では、
圧力・直径関係を分析することにより観察されている。

この関係は圧力用マイクロセンサーにより判定されてお
り、そのセンサーは、予め較正し、左上腕動脈から入れ
て、下行大動脈の左側に配置され、又、上記関係の判定
では、直径４訪の２個の圧電クリスタルが近位下行大動
脈の外皮に直径方向に取ジ付けられている。

既に提案されている手段は侵入特性を有しており、従っ
て、それが干渉する器官の本来の状態に影響を及ぼす。

人体については、非侵入型センサ、す々わち、測定対象
の動脈の表面にとどまり、周囲のＩＡ織に入り込ませる
ことが全くないようなセンサーを使用できることが好ま
しい。

血圧全連続的に測定できる非侵入型センサーは公知であ
る。特に、（指動脈圧力用）　「ｆｌｎａｐｒｅｓＪと
の登録商標を付した写真誌（販売元：　ＯｈｍｅｄａＣ
ｏｍｐａｎｙ、　３０３０　Ａｉｒｃｏ　Ｄｒｉｖｅ、
　Ｍａｄｉｓｏｎ、Ｗｉｓｃｏｎｓｉｎ。

ＵＳＡ）が注目できる。そこに記載されているように、
装置は指の端部で血圧を測定し、又その方法は、雑誌「
Ｃａｒｄｌｏｖａｇｃｕｌａｒ　Ｒｅ５ｅａｒｃｈＪ（
１９８５，１９゜１３９−１４５）　　の記事「Ｅｆｆ
ｅｃｊｓ　ｏｆ　ＰｅｒｉｐｈｅｒａｌＶａａｏｃｏｎ
ａｔｒｌｅｔｉｏｎ　　ｏｎ　　ｔｈａ　Ｍｅａｓｕｒ
ｅｍｅｎｔ　　ｏｆ　　ＢｌｏｏｄＰｒａｇｓｕｒｅ　
ｌｎａ　ＦｉｎｇｅｒＪ　　に記載されている方法であ
る。

動脈直径の測定を行える非侵入型センサーも公知である
。特に、米国特許文献ＵＳ−Ａ−４，３７０，９８５に
採用されている装置に注目でき、それによると、動脈に
超音波を送って動脈壁から戻ってきたエコーを測定する
ことに２９、動脈直径を測定できるようになっている。

この直径測定は、例えば上腕動脈やとう骨動脈などの表
面動脈で行える。

以上に記載した現在公知のセンサーの簡単な説明から明
らかなように、圧力・直径曲線又は関係がシステム的な
ヒステリシスを示すような方法で、指以外のあらゆる動
脈における圧力の測定と、同じ場所での上記動脈の直径
の測定とを非侵入方式で行うことは不可能である。この
理由は、音波伝播速度が限られておジ、下流側で測定さ
れる圧力変化が、対応する直径に対しである程度の遅れ
を示すためである。熱論、この遅れは、２個の測定位置
間の距離が増加すると、大きくなることは明らかである
。

〔発明の要旨〕 この問題を解決するために、本発明の方法及び装置は、
動脈直径の測定を行った場所と同じ場所で血圧を測定す
るとともに、その測定を、動脈用の直径センサーを２個
だけ採用して皮膚上に互いに接近させて配置して行い、
それらのセンサーにより、データから推定して血圧の値
を得ることができる↓うにするものである。このために
、本発明で採用されている方法は： （ａ）　　少なくとも１つの心臓周期の間に、第１の位
置での動脈の第１の直径Ｄ工（１）の測定と、該第１の
位置から距離ムＸだけ離れ次第２の位置での動脈の第２
の直径Ｄ２（ｔ）の測定とを非侵入方式で同時に行うス
テップと、 （ｂ）　　上記第１直径の値Ｄ１（ｔ）と上記第２直径
の値Ｄ２（ｔ）とをそれぞれ含む値の対を心臓周期の連
続的な時間毎に記憶するステップと、 （ｅ）　　このように記憶し九直径対について、これら
の各対の直径測定値の間での時間遅れΔｔ　（ｄ）を判
定するために、Ｄ２（ｔ＋Δｔ）＝Ｄ１（リ　となるよ
うに直径Ｄ２（ｔ＋Δｔ）の値を求めるステップと、（
ｄ）　　上記遅れΔｔ（Ｄ）　　と上記ステップ（ｂ）
で初期に記憶した第１直径Ｄ１（ｔ）の各個とに基づい
て、関係Ｃ（Ｄ）＝Δχ／△ｔ（Ｄ）によジ上記距離△
Ｘを考慮して心臓機能により発生させられる圧力波の伝
播速度ｃ（Ｄ）を計算するステップと、 （ｓ）　　動脈の特性を考慮した数学的関係Ｄ（ｐ）＝
Ｄ（ｐ、α、β、γ、・・・）を選択するステップと、
（ｆ）　　上記ステップ（ｅ）で選択した数学的関係か
ら、直径の関数として圧力波の理論的伝播速度全表す代
数式ｃ（Ｄ）−ｃ（Ｄ、α、β、γ、・・・）ｆ！：決
定するステップと、 （ｇ）　　上記ステップ（ｄ）で得られた伝播速度値に
ついて、数学的調節方法にＬジ、前記ステップ（ｆ）で
得られた代数式からパラメータα、β、乙　・・・を計
算するステップと、 （ｈ）　　ステップ（ｂ）において先に記憶した第１Ｍ
径Ｄ１（ｔ）の各個について、上記ステップ（ｅ）で選
択した数学的関係ｄ（ｐ）＝Ｄ（ｐ、α、β、γ、・・
・）のパラメータα、β、γ、・・・を上記値で置換し
て血圧ｐ（ｔ）を計算するステップとを備えたことを特
徴とする方法を提供するものである。

又本発明は、上述の方法を、２個の直径センサーと計算
機と目視化スクリーンとにより実施する定めの装置を提
供することも目的としている。

次に本発明を図示の実施例により更に詳細に説明する。

〔実施例〕

第１図には、腕２内の表面動脈２２がある長さにわたっ
て示しである。この動脈は例えば上腕動脈である。この
動脈の第１の位置３において直径Ｄ１（ｔ）が測定され
、第２の位置４において直径Ｄ２（ｔ　）が測定される
。位置３．４は距離Δｘだけ離れている。この測定のた
めに使用するセンサーは患者の腕の上に置かれておジ、
図面では符号５．６でシンボル的に表示されている。従
って、測定は非侵入方式であり、腕になんら力・のもの
を入れる必要はなく、そのために使用するセンサーは、
前述の如く、動脈壁からのエコーを捕獲する超音波発射
型である。センサー５．６からそれぞれ送り出される信
号Ｄ１（す、Ｄ、（ｔ）は計算機２８へ送られて処理さ
れる。計算機には目視化スクリーン２９が併設されてい
る。測定は少なくとも１つの心臓周期で行われる。

上述の装置により、動脈の任意の点で動脈の血圧ｐ（ｔ
）を測定する之めの本発明による方法を、第１０図のフ
ローチャート及び第２図〜第７図に示−ｒ種々のグラフ
によジ説明する。

第２図はセンサー５から送られて来る信号り、（り全示
している。このグラフには、約３つの心臓周期について
の時間関数としての動脈の直径Ｄ１の変化が示されてい
る。第３図はセンサー６からの信号Ｄ２（ｔ）　を示し
ている。上記グラフと同様に、このグラフも約３つの心
臓周期での時間ｔの関数としての動脈の直径Ｄ２の変化
を示している。従って、例えば同じ時間値ｔ１について
、１対の直径値Ｄ１（ｔｌ）、Ｄ、（ｔ工）を組み合せ
、同様にして、別の時間値についてその処理を継続する
。

次に、心臓周期の連続的時間において、上述の如く測定
された対の値が＃Ｆ算機２８で記憶され（第１０図のフ
ローチャートのブロック５．６）、Ｄ２（ｔ＋ムｔ）＝
Ｄ□（１）　　となるような直径Ｄ２（ｔ＋ムｔ）の値
を求める。この作業は第４図のグラフで示されておｐ、
そのグラフは、第２図及び第３図のグラフを重ね合わせ
友ものである。従ってこの作業により、記憶された対の
それぞれの直径の測定値の間に存在する時間遅れΔｔ（
Ｄ）　　を測定できる。

この遅れは、動脈の直径りの関数であり、第１０図のフ
ローチャートのブロック７において計算及び記憶される
。

次に、遅れΔｔ（Ｄ）　　と、フローチャートのブロッ
ク５で測定した第１直径Ｄ１（ｔ）の各個とから、心臓
機能により発生した圧力波の伝播速度ｃ（Ｄ）を、Δｘ
がセンサー５．６間の距離であるとした場合の関係ｃ　
（Ｄ）＝Δｘ／Δｔ（Ｄ）Ｋより計算する。

この計算は、第１０図のフローチャートのブロック９で
シンボル化されており、そのフローチャートのブロック
８において距離Δｘは記憶される。

なお、距離Δｘは２ｃｒｎ程度に選ぶことができ、これ
によジ、曲線Ｄ１（ｔ）と０２（ｔ）とに明確な差をつ
けることができる。この程度の大きさでは、時間スプレ
ッドはミリ秒のオーダーである。圧力波ｃ　（Ｄ）の伝
播速度は第５図にグラフ的に示しである。

次に、動脈の特性を考慮して、数学的関係Ｄ（ｐ）＝Ｄ
（ｐ　、α、β、γ、・・・）を選択する。この関係は
、第１０図のフローチャートのブロック１０で記憶され
、又、経験により与えられているものである。

それは以下の指数関数の形態で表すことができる。

ｐ＝αｅ（βπＤ／４） 又、その式は、記事「Ｊ、Ｂｉｏｎｅｃｈａｎｉｃｓ、
　ｖｏｌ、１７＋Ｎｒ、６．　ＰＰ−４２５−４３５，
１９８４Ｊ　　に記載されており、以下のように書き改
めることができる。

Ｓ＝α（１／２＋ｔａｎ　　（（ｐ−β）／γ）／π〕
上記式において、Ｓ−πＤ　／４　　である。文献で提
案されている数多くの関係において、パラメータα、β
、γ、・・・の数は変えることができる。

本発明による方法の次の段階では、代数式（！　（Ｄ）
＝ｅ（Ｄ、α、β、γ、・・・）を決定することであり
、この式は、上述の数学的関係に基づく直径の関数とし
ての圧力波の理論伝播速度を表している。この式は別の
方法で得ることができ、例えば、以下の式を利用して得
ることができる。

ｃ（ｐ）−（（Ｓ／ρ）／（ｄ　ｐ／ｄＳ　）　ｌ匈上
記式において、Ｓ−πＤ　／４　　であり、ρは血液濃
度であり、ｄｐ／ｄＳ　は断面積による圧力の導関数で
ある。なお、式ｅ（ｐ）は動脈血液運動学の研究から公
知である。この段階は、第１０図のフローチャートのブ
ロック１１でシンボル化されている。

本発明による方法の重要なステップとして、次に、ブロ
ック９に含まれる伝播速度ｃ（Ｄ）の値と、伝播速度ｃ
（Ｄ、α、β、γ、・・・）の理論値とを利用し、例え
ば最小平方方法などの従来技術から公知の数学的調節方
法又は手順によジ、パラメータα、β、γ、・・・を計
算する。それ以外の方法も可能であジ、そのような方法
は、「Ｔｈｅ　Ｐｒｅｓｓ　５ｙｎｄｉｃａｔｅｏｆ　
ｔｈｅ　Ｕｎｉｖ＠ｒｓｉｔｙ　ｏｆ　Ｃａｍｂｒｉｄ
ｇｅＪ（１９８６）発行の論文「Ｎｕｍｅｒｊｃａｌ　
ＲｅｃｉｐｅｓＪに詳細に記載されている。ごく−射的
には、それはスズレッドを最小にするための標準的な数
学的手順に関する。この調節（又は「適合」）は、第１
０図のフローチャートにブロック１２でシンボル化され
ている。この調節の結果は第６図に実線で示されている
。

最後に、それらの値にニジ、ブロック１０に含まれてい
る関係Ｄ（ｐ　）＝Ｄ（ｐ　、α、β、γ、・・・）に
おいて先の段階で得られたパラメータα、β、乙・・・
全置換し、ブロック５でシンボル化されるステージにお
いて先に得られた第１直径Ｄ工（１）の各個について、
血圧ｐ（ｔ）を計算できる。時間の関数としてのこの圧
力の分布状態は、第７図のグラフで表されており、その
値は、第１０図のフローチャートのブロック１３で表れ
る。

これにより、先に記載し九本発明の目的が達成され、す
力わち、心臓周期の各瞬間的時間における血圧の測定を
行い、かつ、その測定を、動脈の２箇所における動脈直
径の単一の測定に基づいて行うことができる。

この測定は、前述の如く、上腕動脈で行うことができる
。又、その他のあらゆる表面動脈の部分で行うことがで
き、例えば、脚や首などについて行うこともできる。

動脈の単一の位Ｒ３での直径Ｄ１（りの圧力ｐ（ｔ）の
値から、上記動脈の圧力・直径関係Ｄ（ｐ）を容易に設
定できる。この関係から、圧力の関数としてのコンプラ
イアンス（第８図）と圧力波ｃ（ｐ）の伝播速度（第９
図）との値を得ることができる。

更に、本発明による方法の全てのステップ、ならびに、
第１０図のフローチャートにみられる計算は、例えば０
１ｉｖｓｔｔｌ　　装置Ｍ２８　　々どの市販コンピュ
ータによＶ行うことができる。同様に、医者などが要求
する場合、目視化スクリーン２９によジ、処理作業の最
後又は途中のいずれでも、あらゆるグラフィックでの表
示を行うことができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による測定装置であって、腕の動脈と、
該動脈の近傍において皮膚の上に配置され念２個の直径
センサーと、目視化スクリーンを備え次計算機と金示す
略図、第２図は第１図に略図で示す第１の直径センサー
によジ得られる信号Ｄ２（ｔ）￥ｆ−示すグラフ、第３
図は第１図に略図で示す第２の直径センサーにより得ら
れる信号Ｄ２（ｔ）を示すグラフ、第４図は第２図及び
第３図の信号を共通の時間スケールで重ね合わせたグラ
フ、第５図は動脈直径の関数として動脈での圧力波の伝
播速度を示すグラフ、第６図は第５図のグラフの点の組
を調節して得られる曲線のグラフ、第７図は時間の関数
としての動脈圧力を示すグラフであって、第６図のグラ
フから生じるグラフ、第８図は圧力の関数としての動脈
のコンプライアンスを表すグラフ、第９図は圧力の関数
としての圧力波の伝播速度を表すグラフ、第１０図は本
発明による方法の稽々のステップを互いにつなぐ方法金
示すフローチャートである。 ２・・・・腕、３・・・・第１位置、４・・・・第２位
置、５．６・・・・センサー　２２・・・・動脈、２８
・・・・計算機、２９・・・・スクリーン。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 動脈の任意の点において動脈の圧力ｐ（ｔ）を瞬間的時
   間毎に測定するための方法であつて：（ａ）少なくとも
   １つの心臓周期の間に、第１の位置での動脈の第１の直
   径Ｄ＿１（ｔ）の測定と、該第１の位置から距離Δｘだ
   け離れた第２の位置での動脈の第２の直径Ｄ＿２（ｔ）
   の測定とを非侵入方式で同時に行うステップと、 （ｂ）上記第１直径の値Ｄ＿１（ｔ）と上記第２直径の
   値Ｄ＿２（ｔ）とをそれぞれ含む値の対を心臓周期の連
   続的な時間毎に記憶するステップと、 （ｃ）このように記憶した直径対について、これらの各
   対の直径測定値の間での時間遅れΔｔ（ｄ）を判定する
   ために、Ｄ＿３（ｔ＋Δｔ）＝Ｄ＿１（ｔ）となるよう
   に直径Ｄ＿２（ｔ＋Δｔ）の値を求めるステップと、（
   ｄ）上記遅れΔｔ（Ｄ）と上記ステップ（ｂ）で初期に
   記憶した第１直径Ｄ＿１（ｔ）の各値とに基づいて、関
   係ｃ（Ｄ）＝Δｘ／Δｔ（Ｄ）により上記距離Δｘを考
   慮して心臓機能により発生させられる圧力波の伝播速度
   ｃ（Ｄ）を計算するステップと、 （ｅ）動脈の特性を考慮した数学的関係Ｄ（ｐ）＝Ｄ（
   ｐ、α、β、γ、・・・）を選択するステップと、（ｆ
   ）上記ステップ（ｅ）で選択した数学的関係から、直径
   の関数として圧力波の理論的伝播速度を表す代数式ｃ（
   Ｄ）＝ｃ（Ｄ、α、β、γ、・・・）を決定するステッ
   プと、 （ｇ）上記ステップ（ｄ）で得られた伝播速度値につい
   て、数学的調節方法により、前記ステップ（ｆ）で得ら
   れた代数式からパラメータα、β、γ、・・・を計算す
   るステップと、 （ｈ）ステップ（ｂ）において先に記憶した第１直径Ｄ
   ＿１（ｔ）の各値について、上記ステップ（ｅ）で選択
   した数学的関係ｄ（ｐ）＝Ｄ（ｐ、α、β、γ、・・・
   　）のパラメータα、β、γ、・・・を上記値で置換し
   て血圧ｐ（ｔ）を計算するステップとを備えたことを特
   徴とする方法。