JPH0624523B2 - 患者の血圧パラメータを監視する装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、共に１９８４年６月１９日に出願した米国特
許出願第６２２，２１３号および第６２２、０８０号の
一部継続出願である。

本発明は、広い意味で血圧評価手順に関するものであ
り、一層詳しく言えば、血圧に関連した或る種の情報を
測定する非侵襲性技術に関する。

個体の血圧に関する情報を得るための、現在知られてい
る最も信頼性のある方法は侵襲性手順を必要とする。こ
のような手順は日常的には行なわれず、極端な環境での
み、たとえば、心臓手術中に行なわれる。それほど緊急
ではない条件の下では、特に収縮期（最高）、拡張期
（最低）の血圧を含む血圧情報は非侵襲的に得られる。
今日使用されている周知の非侵襲性技術は２種類あり、
１つは普通、聴診法と呼ばれており、もう１つは振動測
定法に基づいてものである。これら非侵襲性技術は共に
普通の腕カフを使用しており、これはたいていの人々が
良く知っているものである。しかしながら、聴診法で
は、カフをまず加圧し、次いで減圧するときに生じる或
る種の音（Ｋｏｒｏｔｋｏｆｆ音）を聴くことによって
収縮期、拡張期の血圧を決定する。それに対し、振動測
定法では、カフをまず加圧し、次いで減圧したときに血
圧の変化の結果としてカフ内に生じる圧力変化を実際に
測定する。

後に明らかとなるように、本発明の種々の実施例は振動
測定法に基づくものである。これらの実施例をより完全
に評価してもらうべく、非侵襲的に血圧情報を得る発明
を開示している本出願の米国特許第３，９０３，８７２
号（Ｌｉｎｋ特許）に言及する。この米国特許は、参考
文献として本明細書に含めるものであるが、後に一層詳
しく説明する或る技術に従って個体の拡張期血圧を得る
方法を特に記載している。Ｌｉｎｋ等の米国特許第４，
００９，７０９号および同第４，０７４，７１１号（こ
れらも参考文献として本明細書に含まれる）には、振動
測定法を使用して収縮期血圧を得る非侵襲性技術が開示
されている。これらの技術についても後に論議する。

すぐ上に引用したＬｉｎｋ特許およびＬｉｎｋ等特許お
よび出願人の持っている他の特許に記載されている種々
の手順はそれぞれの意図した目的にとっては満足できる
ものであるが、本発明の目的は個体の血圧に関する種々
のタイプの情報を得る簡単でしかも信頼性のある技術を
さらに提供することにある。

本発明のもっと特殊な目的は個体の真の血圧波形に非常
に近い波形（従来は、侵襲式手段によってのみ得られる
ものであった）を非侵襲的に生成する、従来と異なっ
た、簡略でしかも信頼性のある技術を提供することにあ
る。

本発明の別の特別の目的は個体の平均動脈圧力を測定
し、演算する新規な方法を提供することにある。

本発明のまた別の特殊な目的は或る患者に特有の変圧曲
線を生成する新規、簡単でしかも信頼性のある技術を提
供することにある。

本発明のまたさらに別の特殊な目的は、最初の時（較正
の目的）を除いて拡張期血圧よりかなり大きいカフ圧力
を患者に与える必要なしに短い間隔で収縮期、拡張期血
圧を含む血圧の或る種のパラメータを連続的に監視する
技術を提供することにある。

本発明のまたさらに別の特殊な目的は、拡張期血圧より
かなり大きいカフ圧力を患者に与える必要なしに所与の
瞬間に拡張期、収縮期血圧を測定できる技術を提供する
ことにある。

後に一層詳しく説明するように、ここに述べた諸目的は
振動測定法によって達成される。この技術によれば、適
当なサイズのカフ（たとえば、長さ２０インチ、幅５イ
ンチのカフ）を個体の上腕部に巻き付ける。ここで、
「個体」という用語は特別には人間であるが、広い意味
では哺乳動物を意味する。以下では、患者と呼ぶ。カフ
は、最初、或る最低レベルまで加圧する。後にわかるよ
うに、本発明の一特徴によれば、この最低レベルは、患
者の拡張期、収縮期血圧を含む或る種の血圧情報を得る
には、患者の拡張期血圧よりもそれほど大きい必要はな
い。しかしながら、従来は、これらの血圧値を測定した
り、他の情報を得たりするためには、患者はその収縮期
血圧より大きい最低カフ圧力、たとえば、１８０トルの
圧力を受けなければならなかった。このように高いカフ
圧力を患者が受けたとき、患者の動脈はスリーブ内で完
全につぶれてしまうと考えられる。その後、カフ圧力を
徐々にゼロに向って減らし、この間、（１）患者の動脈
内の血圧変化と（２）カフ圧力の変化との組合わせによ
り、カフ内圧力は振動しながら連属的に変化する。この
手順における任意の時刻におけるカフ圧力は既知なの
で、カフ圧力の振動正変化は容易に、たとえば、オシロ
スコープで測定することができる。上記米国特許に開示
されている方法および後に説明する本発明の技術から入
手し得る情報に関連したこれら２つのパラメータを使用
することによって、前述の目的を簡単で信頼性のある方
法によって達成することができる。

ここでまず注意すべきは、代表的な５インチ幅の圧力カ
フが動脈のそれに対応する５インチ長さ分を完全に囲む
ということである。腕の組織はたいていの部分で非圧縮
性であるから、動脈の体積の変化（たとえば、血流の脈
動によって生じる）がカフ内、したがって、腕に隣接し
た空気袋内の空気体積の対応した変化を生じさせる。こ
の空気体積変化が小さいけれども、精密に測定できる空
気圧力変化を生じさせる。カフ袋内の圧力脈動対動脈の
体積脈動の等価性が振動測定法の本質である。

本発明の種々の技術を一層完全に評価してもらうべく、
以下に添付図面の第１図から第５図に関連して一層詳し
い背景情報を記載する。

まず第１図を参照して、この図は３つの異なったカフ圧
力、特に、９０トル、８０トル、７０トルのそれぞれの
カフ圧力で加圧されたカフ内の動脈体積変化に対応する
３つのカフ圧力波形１０ｈ、１０ｉ、１０ｊを示してい
る。実際には、もっと多い数のカフ圧力波形（以後、カ
フパルスとも呼ぶ）が、第１Ａ図でわかるように、たと
えば１６０トルの高いカフ圧力で始まってカフ圧力ゼロ
で終るまで生成される。既知のカフ圧力でこれらの波形
を生成することによって、患者の拡張期、収縮期両方の
血圧を上記米国特許に従って決定することができる。こ
れは以下にもっと詳しく説明することになるが、まず、
各波形がその一端に収縮期上昇線Ｓｒと呼び、反対端に
拡張期下降線Ｄｄと呼び、最大振幅Ａと呼ぶことのでき
るものを持っていることに注目されたい。さらに、グラ
フ表示の目的で、患者が受ける各カフ圧力が一定値ある
いは少なくとも１つのゆっくり変化する値であるため、
それを特にＰｃ（ｄｃ）とも呼ぶことがある。同時に、
カフパルスそのものが時間に伴なうカフ圧力の変動（患
者血圧の変化によるもの）であるため、これらカフパル
スをここではＰｃ（ａｃ）と時に呼ぶこともある。ま
た、Ｐｃ（ｄｃ）が０から２５０トルまでの値をとり得
るのに対して、カフパルスＰｃ（ａｃ）は通常は１０ト
ル未満のピーク対ピーク値を持つことにも注目された
い。

収縮期上昇線Ｓｒ、拡張期下降線Ｄｄおよび最大振幅Ａ
は以下に説明する理由によりパルス毎に異なる。これら
の変化があるがめに、上記のＬｉｎｋやＬｉｎｋ等の米
国特許に開示された技術を使用して拡張期、収縮期圧力
を決定することができるのである。特に、後に明らかと
なるように、患者の拡張期血圧が加えたカフ圧力Ｐｃ
（ｄｃ）に等しい場合、発生するカフ圧力Ｐｃ（ａｃ）
は他のカフパルスの任意のものの拡張期下降線よりも勾
配の大きい最終拡張期下降線を持つ。したがって、この
最終拡張期下降線が第１図に示されるカフパルス１０ｉ
での最大勾配を持っていると仮定すると、これらの波形
を持った患者は８０トルの拡張期血圧を持つことにな
る。同時に、この患者の収縮期血圧は、まずカフパルス
のうち最大振幅Ａを示すカフパルスを見付け出し、次に
カフ圧力を上にたどり、その最高値の半分のカフパルス
を見付け出すことによって決定することができる。その
半値パルスを作り出す原因となったカフ圧力は患者の収
縮期血圧にほぼ等しいことになる。これらの可能性を一
層完全に理解してもらうべく、上記ＬｉｎｋおよびＬｉ
ｎｋ等の米国特許に関連して第２〜５図に言及する。

まず第２図を参照して、カフ圧力の変化から第１図のカ
フパルスが生じる理由を説明するためにここに図した曲
線に注目されたい。図示したほぼＳ字形の変圧曲線１２
が縦横座標系内に示してあり、この座標系で、横軸は取
付けたカフの境界内での所与の患者の動脈壁を横切る経
壁圧力または壁圧力Ｐｗであり、縦軸はカフ内の動脈の
体積Ｖ（たとえば、カフそのものの内部体積によって測
定される）に対応する。実際には、変圧曲線は加えられ
た血圧波形（横軸上に直接Ｐｗを与える）をカフパルス
Ｐｃ（ａｃ）（縦軸上のカフ内の動脈体積Ｖに依存す
る）に変える。明らかに、カフパルスＰｃ（ａｃ）が動
脈体積変化ΔＶによって生じ、それに比例するので、第
２図のＳ字形曲線の縦軸は、説明している現象に応じて
互換性を持ってＶまたはＰｃ（ａｃ）が付けられる。Ｐ
ｃ（ａｃ）対Ｖの比例性は第２図のＳ字形曲線の中央領
域にわたって有効であり、非常に小さいカフ圧力Ｐｃ
（ｄｃ）の場合には有効性は小さくなる。この変圧曲線
（以下、動脈曲線またはカフ曲線とも呼ぶ）を充分に理
解するには、Ｐｗの定義を留意することが重要である。
患者の動脈の、任意の時刻における壁圧力Ｐｗはその時
の動脈内の血圧Ｐｂ−加えたカフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）に等
しい。すなわち、 Ｐｗ＝Ｐｂ−Ｐｃ（ｄｃ） ・・・（１） である。ここで説明のために、圧力をトル（ｍｍＨｇ）
で測定し、横軸の縦軸の右側の部分が正の壁圧力を示
し、左側の横軸部分が負の壁圧力を示すと仮定する。そ
の結果、カフにまったく圧力が加わっていないとき（た
とえば、Ｐｃ＝０）、任意の時点でのＰｗはその時点で
の患者の血圧に等しい。カフが加圧されると、Ｐｗは減
少する（横軸に沿って左に動く）。カフ圧力Ｐｃが任意
の時点で血圧Ｐｂに等しくなると、その瞬間のＰｗはゼ
ロに等しくなる（たとえば、縦軸のところで）。カフ圧
力が任意の時点で血圧を超えて増大すると、その時点で
のＰｗは負になる（横軸上をさらに左に移動する）。

縦軸Ｐｃ（ａｃ）またはＶおよび横軸Ｐｗの定義を留意
しながら、この座標系内のほぼＳ字形のカフ曲線１２の
解釈をこれから行なう。そのために、この曲線が診断さ
れつつある特定の患者の特性であると仮定する。すなわ
ち、カフ内の患者の動脈、したがって、カフそれ自体が
Ｓ字形曲線に沿って、そして、Ｐｗの変化を伴なう曲線
に沿ってのみ体積を変えることになると仮定する。以
下、第３図に関して示すように、或る患者の変圧曲線１
２はそのカフパルス１０およびそれ相応に加えられたカ
フ圧力Ｐｃ（ｄｃ）から生成され得る。したがって、さ
しあたって、第２図に示す変圧曲線がこの患者のそれ相
当すると仮定する。

前術のことを留意しながら、第２図の変圧曲線を以下に
説明する。まず、患者のカフにはなんら圧力が加わって
おらず、Ｐｃ（ｄｃ）がゼロに等しい仮定する。その結
果、Ｐｗは患者の血圧Ｐｂに等しい。これに関連して、
Ｐｂが患者の拡張期血圧Ｐｂ（Ｄ）と収縮期血圧Ｐｂ
（Ｓ）の間で時間と共に変化することに注意されたい。
これを説明するために、これらの値が既知であり、特に
患者の拡張期血圧が８０トルであり、収縮期血圧が１２
０トルであると仮定する。したがって、カフ内圧力がゼ
ロの場合、Ｐｗ（壁圧力または経壁圧力）はＰｂ（Ｄ）
とＰｂ（Ｓ）の間、すなわち、８０トルと１２０トルの
間で前後に振動する。この４０トルの測定帯域は第２図
に破線１４で示してあり、これは患者のパルス圧力（こ
の場合、４０トルに等しい）を実際に表わしている。す
なわち、パルス圧力＝Ｐｂ（Ｓ）−Ｐｂ（Ｄ）＝１２０
−８０＝４０トルである。

この患者の実際の血圧波形１５はパルス圧力帯域１４内
で第２図のＶ／Ｐｗ座標系上に重ねられる。そこからわ
かるように、この波形は一連の実際の血圧パルス１６
（圧力対時間）で構成され、血圧パルスの各々が患者の
心臓の１回の拍動に対応する。ここで、各パルスが所与
のｔ_０の最低血圧（患者の拡張期血圧）で始まり、その
前縁（収縮期上昇線Ｓｒである）に沿って急激に増大
し、最終的に最高値（患者の収縮期血圧）に達すること
に注意されたい。この時、パルスは後縁（重拍ノッチお
よび拡張期下降線Ｄｄを含む）に沿って第２の時刻ｔ_０
における最低圧力まで下降する。患者の血圧が最低とな
る（すなわち、パルス１６の拡張期端にくる）これの時
点で、患者の動脈の体積、したがって、カフの体積は動
脈曲線に従ってＶ_１（Ｐｗ＝８０）で示す値に留まる。
これは加えられたカフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）ゼロにおける患
者カフパルスＰｃ（ａｃ）に対する最低圧力レベルに対
応する。一方、患者の血圧が最高（各血圧パルス１６の
収縮期端）であるときはいつでも、動脈曲線は動脈体
積、したがって、カフ体積をＶ_２（Ｐｗ＝１２０）で示
すやや高い値に固定する。これは加えられたカフ圧力Ｐ
ｃ（ｄｃ）ゼロにおける患者のカフパルスＰｃ（ａｃ）
に対する最高圧力レベルに相当する。したがって、明ら
かなように、心臓の拍動毎に（たとえば、ｔ_０からｔ_０
までの時間増分）、カフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）がゼロと仮定
するならば、体積Ｖ（カウ体積）は値Ｖ_１、Ｖ_２間を変
化し、それによって、第１図に示すものに対応する心臓
拍動毎に、第１Ａ図に知に示すように、カフ圧力Ｐｃ
（ｄｃ）＝０でカフパルス１０ｑを発生する。したがっ
て、患者の血圧が最低値から最高値まで上昇するにつれ
て、動脈の体積はほぼ一致した要領でＶ_１からＶ_２まで
上昇する（したがって、カフパルス１０ｑを上昇す
る）。患者の血圧が最低値まで下降するにつれて、動脈
体積はほぼ一致した要領でＶ_２からＶ_１まで低下する
（したがって、カフパルス１０ｑも下降する）。したが
って、第２図のカフパルス１０の各々は各血圧パルス１
６の収縮期上昇線および拡張期下降線に対応する収縮期
上昇線Ｓｒと拡張期下降線Ｄｄを有する。

いかにカフパルス１０ｑが加えられたカフ圧力がゼロの
ときに変圧曲線に依存するかを示すために、変圧曲線が
加わったカフ圧力と共にいかにカフパルスを変化させる
かを以下に説明する。ここでは、５０トルのカフ圧力Ｐ
ｃ（ｄｃ）が加えられると仮定する。これらの条件の下
に、Ｐｗは３０トルと７０トルの間で前後に振動する。
３０トルの値は８０トルの拡張期血圧Ｐｂ（Ｄ）から５
０トルのカフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）を引くことによって決定
され、７０トルの値は１２０トルの収縮期血圧Ｐｂ
（Ｓ）から５０トルのカフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）を引くこと
によって決定される。したがって、全体で４０トルの帯
域が帯域１４′で示されるような５０トルに等しい量だ
け左に変位させられただけである。これらの状況の下
に、Ｐｗは動脈曲線すなわち変圧曲線のより勾配の急な
部分に沿って前後に振動し、患者の動脈体積、したがっ
て、カフの体積を値Ｖ_３、Ｖ_４の間で振動させる。その
結果、５０トルのＰｃ（ｄｃ）でカフパルス１０ｌが発
生する。各カフパルス１０ｌの振幅が各カフパルス１０
ｑの振幅よりも大きいことに注目されたい。これは、５
０トルの適用カフ圧力での４０トル帯域１４′がゼロの
適用カフ圧力での帯域１４よりも体積曲線のより急な勾
配部分にあるからである。実際に、カフ圧力Ｐｃ（ｄ
ｃ）を増大させる（Ｐｗを減少させる）につれて、した
がって、圧力帯域を横軸上で左に移動させると、まず、
動脈曲線の勾配な急な部分に沿って、その後、勾配の小
さい部分に沿って移動し続ける。したがって、対応する
カフパルス１０ｑ、１０ｌ等の振幅（第１図および第１
Ａ図参照）はまず最大値まで増大し、次いで再び減少す
る。１００トルのカフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）で、４０トル圧
力帯域全体が左に変位して１４″で示すように縦ゼロ軸
の両側に均等にまたがる。その結果、対応するカフパル
ス１０ｑがほぼ最大の振幅（第２図のΔＶ最大）を持
つ。

たとえば、１６０トルの適用カフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）でま
たさらに左に移動すると、４０トル圧旅帯域全体が第１
４で示すように縦軸の左へかなりの距離移動し、その
結果、体積変化（対応するカフパルス１０ａの振幅）は
かなり小さくなる。カフ圧力をもっと大きな量まで増大
させることによって、この圧力帯域はまたさらに左に移
動し、最終的には体積Ｖの変化を非常に小さいものとす
る。肉体的な観点から、これはつぶれた動脈を表わす。
換言すれば、内部血圧Ｐｂを超えてかなりのカフ圧力Ｐ
ｃ（ｄｃ）が加えられて動脈の壁をつぶしているのであ
る。一方、カフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）がゼロのときは、動脈
には外部拘束力がまったく加えられておらず、動脈はそ
の内部の血圧Ｐｂのみに従って自由に膨張、収縮するこ
とになる。これら極端な条件の間では、先に述べたよう
に、カフパルス１０の振幅（たとえば、ΔＶ）が最大値
まで増大し、再び減少する。この後者の特性は、第３図
および第４図に関連して後に説明するように、先に述べ
たＬｉｎｋ等の米国特許に従って患者の収縮期血圧を決
定するのに使用される。

先に説明したように、血圧の増大が動脈体積の増大を生
じさせることに注目されたい。この動脈体積増大はカフ
袋空気体積減少を生じさせ、これは順次にカフ袋空気圧
力の増大を生じさせる。したがって、所与の適用カフ圧
力Ｐｃ（ｄｃ）では、血圧増大はカフ空気圧力増大を生
じさせる。これは次のように強調される。

血圧 → 動脈 → カフ空気 → カフ空気 増大 体積 圧力減少 圧力増大 増大 したがって、 血圧増大 → カフ空気圧力増大、すなわち、 ΔＰｂ → ΔＰｃ（ａｃ） 上記関係の逆も成り立つ。すなわち、血圧の減少はカフ
空気圧力の減少を生じさせる。したがって、所与の適用
カフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）で、患者のカフパルスの振幅Ｐｃ
（ａｃ）すなわちＰａｃは患者の血圧パルスに正比例し
て変化する。

第３図を参照して、第２図に示すと同じ変圧曲線１２が
示してあるが、１２０トルのカフ圧力Ｐｃで単一の重な
った圧力帯域１４′を持つ。ここで再び患者の拡張期
血圧が８０トルであり、収縮期血圧が１２０トルである
と仮定する。これはＰｃ（ｄｃ）が帯域１４′につい
て患者の収縮期血圧に等しいことを意味している。この
状況下で、Ｐｗは、図示のように、−４０トルの壁圧力
とゼロの壁圧力の間で帯域１４′内で前後に振動す
る。その結果、動脈体積の最大変化（たとえば、最大カ
フパルス振幅）の半分にほぼ等しい動脈体積の変化ΔＶ
（たとえば、対応するカフパルスの振幅Ａ）が生じる。
ここで、体積の最大変化ΔＶｍａｘ（したがって、最大
カフパルス振幅Ａｍａｘ）が約１００トルの適用カフ圧
力Ｐｃ（ｄｃ）（たとえば、第２図の圧力帯域１４″）
から生じるということを思い起こされたい。したがっ
て、カフ圧力Ｐｃが患者の収縮期血圧Ｐｂ（Ｓ）に等し
いとき、その結果生じたカフパルス１０の振幅Ａは最大
振幅を有するカフパルスの振幅の約半分となる。したが
って、まず第１Ａ図におけるようにカフ圧力スペクトル
を横切って一連のカフパルスを発生させることによって
患者の収縮期血圧を決定し得る。これらのパルスから最
大振幅Ａｍａｘを持つパルスが決定され、次に、その半
分の振幅（もっと大きいカフ圧力における振幅）を持つ
カフパルスを見付け出す。そのパルスを発生させるのに
使用されたカフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）が患者収縮期血圧に対
応する。換言すれば、種々のカフパルスの振幅を判断す
ることによって、第３図に示す帯域１４′に対応する
カフパルスが見出され得るのである。そのパルスがひと
たび見出されたならば、それに関連したカフ圧力は患者
の収縮期血圧に等しいと考えられる。これはＬｉｎｋ等
の米国特許第４，００９，７０９号、同第４，０７４，
７１１号でもっと詳しく論及されており、これらの判断
を電子的になす手段が開示されている。

第２図に戻って、ここで注目すべきは、実際の血圧波形
１５が均一な反復率、たとえば、６０パルス／分を持っ
て示してあり、この波形を構成する各血圧パルス１６は
その隣のパルスと同形であるということである。ここで
の目的のために波形についてのこれらの局面の両方を仮
定する。さらに、各パルスは、先に述べたように、それ
自体の収縮期上昇線Ｓｒと拡張期下降線Ｄｄを持つ。ま
た、変圧曲線１２は、各パルスの極端な拡張期、収縮期
の点でのみでなく、個体の血圧パルス１６のあらゆる点
におけるＶまたはＰｃ（ａｃ）（縦軸上）とＰｗまたは
Ｐｃ（ｄｃ）（横軸線上）の関係を示していることにも
注目されたい。同時に、変圧曲線が任意の適用されたカ
フ圧力Ｐｃ（ｄｃ）についての血圧パルス１６上の任意
の点における振幅Ｐｃ（ａｃ）間の関係を示しているこ
とをこれが意味していることにも留意されたい。したが
って、体積変化ΔＶ、すなわち、異なったカフ圧力Ｐｃ
（ａｃ）についての血圧パルスの拡張期下降線に沿った
２つの異なった時刻間の変化を測定できる。この場合、
測定帯域（たとえば、２つの測定点間の圧力差）は帯域
１４よりもかなり狭くなる。第４図で最も良くわかるよ
うに、ΔＶ_１′が各血圧パルス１６の拡張期下降線の小
部分を囲む圧力帯域１８を使用してゼロのカフ圧力Ｐｃ
（ｄｃ）について決定される。ΔＶ_２′が帯域を１８′
にシフトすることによって５０トルのカフ圧力Ｐｃ（ｄ
ｃ）について決定され、Δ_３′が帯域を１８″にシフト
するすることによって８０トルのカフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）
（たとえば、患者の拡張期血圧）について決定される。
最終的に、ΔＶ_４′が帯域１８にシフトすることによ
ってもっと高いカフ圧力で決定される。ここで、適用カ
フ圧力Ｐｃ（ｄｃ）が患者の拡張期血圧に等しいときに
ΔＶ′が最大となることに注目されたい。したがって、
すべての各適用カフ圧力について患者の実際の血圧波形
の拡張期勾配の端で相対的な体積変化ΔＶを決定するこ
とによって、最大の体積変化を生じるカフ圧力は患者の
拡張期血圧に対応することになる。各パルス１６の一部
を形成する拡張期下降線Ｄｄの最低圧力部分は、波形の
各サイクル毎に容易に位置決めされ得るので、この目的
には特に適している。これは拡張期下降線が収縮期上昇
線Ｓｒに先行し、現われる毎に容易に区別できるからで
ある。この手順は先に述べたＬｉｎｋの米国特許第３，
９０３，８７２号にこの手順を電子的に実施する手段と
一緒にもっと詳しく説明されている。特に、この米国特
許の第５図は患者の実際の血圧パルス内で時刻ｔにおけ
る測定カフ圧力パルス（後に）の最初の時間導関数を
適用カフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）の関数として示している。こ
の説明では、最初の導関数はΔＶに対応し、時刻ｔは帯
域１８、１８′等の仮中心に対応し、ここでは、ｔは次
の収縮期上昇線の出発点に近い血圧パルスの拡張期下降
線上にある。便宜上の目的で、測定カフ圧力の最初の時
間導関数とΔＶはここでは互換性を持って使用される。
しかしながら、実際には、ΔＶが動脈体積の実際の変化
を反映しているのに対し、最初の時間導関数はカフ圧力
の実際の変化（ΔＶに直接対応する）の結果であること
は了解されたい。

この後者の点はさらに次のように説明される。カフパル
ス波形において測定すべき直線順変数は拡張期下降線の
端付近のパルスの勾配であり、したがって、したがっ
て、ΔＰｃ（ａｃ）／Δｔ、すなわち、パルスの終り付
近または次の収縮期血圧上昇線のすぐ前のである。こ
の時間の増分Δｔは血圧の変化ΔＰｂに対応する容易に
固定される時間増分、すなわち、ΔＰｂ＝定数×Δｔで
ある。ここでΔｔ、したがって、ΔＰｂは任意である
が、都合上、最良の結果を得るように選定される。次い
でΔＰｃ（ａｃ）／Δｔ＝定数×ΔＰｃ（ａｃ）／ΔＰ
ｂであるが、後者の差関係は第２、３、４図のＳ字形曲
線の勾配である。次に、＝ΔＰｃ（ａｃ）／Δｔ＝定
数×ΔＰｃ（ａｃ）／ΔＰｂ＝定数×定数×ΔＶ／ΔＰ
ｂまたは−ΔＶ／ΔＰｂ、最終的には、定数ΔＰｂに
ついて−ΔＶである。これらすべてにおいて、定義Ｐ
ｗ＝Ｐｂ−Ｐｃ（ｄｃ）によってΔＰｂ＝ΔＰｗであ
り、ここで、Ｐｃ（ｄｃ）は一定あるいはゆっくり変化
する。

所与の患者の収縮期血圧、拡張期血圧を得るための前述
の論議では、患者の変圧曲線が既知であり、第２、３、
４図に示す患者に対応すると仮定した。しかしながら、
第４図に関連した原理を用いて、既知でないとしても、
患者の変圧曲線を決定することはできる。特に、測定帯
域として幅の狭い帯域１８、１８′等を用いて、異なっ
た適用カフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）から生じた体積変化ΔＶ
（たとえば、カフ体積の変化）を第５図に示すようにプ
ロットする。したがって、適用カフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）ゼ
ロのとき、第４図の小ΔＶ_１′によって明らかなように
比較的小さい体積変化ΔＶまたは小が存在する。カフ
圧力Ｐｃ（ｄｃ）が増大するにつれて、体積変化ΔＶま
たは小は最大値（第４図のΔＶ_３′）まで増大し続
け、次いで減少する。数学的な意味では、この曲線は増
分体積変化を増分圧力変化すなわちΔＶ／ΔＰ（第５
図）あるいはＰｗ＝Ｐｂ−Ｐｃ（ｄｃ）変化のような
における実際の変化で割った値を表わす。この対Ｐｗ
曲線を積分することによって、変圧曲線すなわち第２〜
４図のＶ／Ｐｗ曲線を得ることができる。

拡張期血圧、収縮期血圧を得るための、そして、上述の
技術および前述のＬｉｎｋおよびＬｉｎｋ等の米国特許
に記載した技術に従って所与の患者についての対Ｐｗ
曲線および変圧曲線を生成する従来技術に関連して第１
〜５図に論議すべく、以下第６〜９図に関連して本発明
の種々の局面に言及する。

第６〜８図をまず参照して、ここには、浸襲式装置を使
用することなく個々の患者の実際の血圧波形に非常に近
い波形（たとえば、第２図の血圧パルス１６）を生成す
るための、本発明による技術が示してある。説明の目的
で、仮定した実際の血圧パルスが第６図に２０でグラフ
表示してあり、ここで、患者の血圧（縦軸）は時間（横
軸）に対して測定される。先の論議から、および、Ｌｉ
ｎｋの米国特許第３，９０３，８７２号およびＬｉｎｋ
等の米国特許第４，００９，７０９号、第４，０７４，
７１１号の主題事項の知識から、個々の患者の拡張期血
圧Ｐｂ（Ｄ）および収縮期血圧Ｐｂ（Ｓ）をまず決定し
得る。それによって、第６図でわかるように、パルスに
ついての垂直方向の最低点および最高点を得ることがで
きる。同時に、実際のパルスの収縮期上昇線（前縁）を
容易に検知することができ、また、時間方向（ｔ_０−ｔ
_０′）のパルスの開始点、終了点も容易に検知し得る。
したがって、第７図において同じ座標系を使用して、第
６図に示す血圧パルスの重要な特徴を非浸襲的に決定
し、したがって、パルス全体の有用な近似値を得ること
ができる方法を以下に説明する。第６図でわかるよう
に、横（時間）軸は患者の拡張期血圧を表わし、縦軸に
ｔ_０があり、これは波形の開始を示す。ｔ_０′はこの波
形の終りと次の波形の開始を示す第２点である。次に、
横の破線Ｌ_１を患者の収縮期血圧における時間軸上方に
描くことができる。次に、この横線上のただ１つの点を
ｔ_０″として定めることができる。これは時間に対応
し、測定カフ圧力パルスから容易に明らかであり、この
点で、ピーク収縮期血圧Ｐｂ（Ｓ）に到達する。たとえ
ば、第１図のカフパルスを参照されたい。これらのパル
スの各々のピーク振幅は今定めた座標系におけるｔ_０″
におけるＰｂ（Ｓ）に対応する。

時間軸ｔ、圧力軸Ｐ、点ｔ_０、ｔ_０′、患者収縮期血圧
の横破線Ｌ_１および横線上の点ｔ_０″をグラフで得るた
めには、波形を非浸襲的に完成する方法に注目された
い。この目的のために、第４図に類似した第８図を参照
する。ここで、Ｌｉｎｋ米国特許第３，９０３，８７２
号に関連した第４図についての先の論議から思い起こし
てもらいたいのは、患者の拡張期血圧を電子的に決定す
るには、適用したカフ圧Ｐｃ（ｄｃ）を変化させ、患者
の実際血圧変形における同じ圧力すなわち測定帯域（た
とえば、第４図の帯域１８、１８′等）内で、すなわ
ち、収縮期上昇線のすぐ前の拡張期下降線に沿ったカフ
体積変化ΔＶまたは（測定したカフ圧力パルスの第１
時間導関数）を検知するということである。動脈体積の
最大変化ΔＶｍａｘまたは最大値を生じさせるカフ圧
力Ｐｃ（ｄｃ）は患者の拡張期血圧に対応する。このプ
ロセスを実施するための物理的な構成要素が先の米国特
許導第３，９０３，８７２号に記載されており、これに
言及する。これらの構成要素は患者の収縮期上昇線の開
始を検知し、そこからたとえば５０ミリ秒測定しなおし
て５０ミリ秒測定帯域を反復して与えることのできるゼ
ネレータとして作用する手段を包含する。この期間中、
カフ体積の変化ΔＶまたはは各適用カフ圧力Ｐｃ（ｄ
ｃ）毎の協働する手段によって測定される。また、ΔＶ
またはが最大値のときを決定し、ΔＶｍａｘまたは
ｍａｘでのカフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）（患者の拡張期血圧に
対応する）を読み出す手段も設けてある。

本発明に従って、また、米国特許第３，９０３，８７２
号に説明されているように、今述べたゼネレータを使用
して、第４図におけるような単一の帯域ではなくて、第
８図に示すように、収縮期上昇線からの時刻ｔ_０′で、
特に、ｔ_１−Δｔ／２からｔ_１＋Δｔ／２まで、すなわ
ち、ｔ_２−Δｔ／２からｔ_２＋Δｔ／２まで、そして、
一般的に、ｔ_ｎ−Δｔ／２からｔ_ｎ＋Δｔ／２までの時
間に戻るように移動する一連の幅Δｔの同形の測定帯域
を得ることができる。これらの帯域は２２_１、２２_２、
２２_ｎ等で示してある。米国特許第３，９０３，８７２
号に記載の構成要素の一部を構成するゼネレータ手段
は、種々の時点、したがって、種々の帯域２２_１、２２
_２、２２_ｎ等を得るべく容易に使用できるし、容易に修
正できる。各測定帯域で、カフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）を変え
てカフ体積最大変化ΔＶｍａｘまたはｍａｘを生じさ
せるカフ圧力を見付け出す。このカフ圧力は実際の血圧
曲線におけるその時点での患者の実際の血圧に対応す
る。したがって、たとえば、測定帯域２２_１（ｔ_１−Δ
ｔ／２からｔ_１−Δｔ／２）においてカフ圧力Ｐｃ（ｄ
ｃ）がｍａｘでのＰｂ１に等しいことが見出された場
合、時刻ｔ_１（帯域２２_１の一時的に中心点である）が
Ｐｂ１に等しくなる。これは第７図のグラフにおける時
刻ｔ_２からｔ_ｎまでに相当する圧力点Ｐｂ２からＰｂ_ｎ
を与える測定帯域２２_２、２２_ｎ等に対して反復され得
る（好ましくは一回の運転のすべてに反復される）。こ
こで、ｔ_２からｔ_ｎは一時的にそれぞれの帯域の中心点
である。第８図は拡張期下降線に沿った帯域を２つだけ
しか示していないが、これらの帯域は、たとえば以下に
指摘するような収縮期圧力点または重拍ノッチのピーク
におけるように勾配がゼロであるパルスの任意の部分に
沿った場合を除いて、パルスの開始点（時刻ｔ_０）まで
全体的に戻るように延び得る。ｔ_０、ｔ′_０間の中間点
のすべて（ゼロ勾配のところを除く）をこの方法で見付
け出すことができる。

測定帯域２２_１、２２_２等を選定して第６図の波形の有
限の正または負の勾配を持つ部分に入れた場合にのみ、
この手順は正確なものとなる。たとえば、測定帯域の第
６図の波形のゼロ勾配位置に時刻ｔ_４で決めた場合、そ
の結果のカフ圧力パルスの勾配もカフ圧力のすべての値
に対してゼロとなる。この場合、真の波形の勾配がゼロ
になると、この方法の感度もゼロとなる。波形のこれら
ゼロ勾配点のすべてを除外した場合、相対的な時刻ｔ_ｎ
での波形の任意の他の位置は、カフ圧力パルスの勾配が
時刻ｔ_ｎで最大値を持つ相対的な適用カフ圧力Ｐｃ
（ｎ）を観察することによって決めることができる。こ
の観察したカフ圧力Ｐｃ（ｎ）を次に波形の有効点とし
てのｔ_ｎに対してプロットすることができる。これは、
この方法によって測定できないが、測定できても良い結
果を得られない半径の領域を破線で示してある第７図で
明瞭になる。また、このことは、詳しくはないが、Ｌｉ
ｎｋの米国特許第３，９０３，８７２号にも説明されて
いる。

前記の説明は浸襲式装置なしに或る特定の患者の実際の
血圧波形にいかに近付けるかについて論述した。これ
は、特に患者が不規則な波形を持っている場合に医師に
とって重要な診断道具となる。これは第９ａ図〜第９ｄ
図までに最も良く例示してあり、これらの図は種々の平
均値を持つ多数の波形を概略的に示している。血圧波形
の平均圧力Ｐｂ（Ｍ）は拡張期血圧Ｐｂ（Ｄ）プラス患
者の収縮期血圧Ｐｂ（Ｓ）とその拡張期血圧の差異の或
る特定の分数Ｋに等しい。式２Ａはこれを示しており、
式２Ｂは便宜上の短縮表記における同じものを示してい
る。

Ｐｂ（Ｍ）＝Ｐｂ（Ｄ） ＋Ｋ｛Ｐｂ（Ｓ）−Ｐｂ（Ｄ）｝ （２Ａ） Ｍ＝Ｄ＋Ｋ（Ｓ−Ｄ） （２Ｂ） 平均圧力Ｍが時間Ｔ（波形の接続時間）にわたって半径
（その圧力振幅Ｐ）を積分することによって計算し得る
ことに注目されたい。すなわち、 そして、 上記の諸式を留意すると、第９ａ図の波形が約０．５０
のＫ値（普通の血圧定数と呼ばれている）を持つことが
わかる。第９ｂ図の波形は０．６のＫ値に近く、第９ｃ
図の波形は０．２のＫ値に近い。最後の第９ｄ図の波形
は０．３３のＫ値に近い。この後者の波形は健康な血圧
の波形に最も近く、したがって、従来のいくつかな診断
装置は０．３３のＫ値を採用することによって平均血圧
を計算すること意図意図している。患者の拡張期血圧、
収縮期血圧と一緒にＫ＝０．３３を採用した場合、式２
Ａ、２Ｂを用いて平均血圧の計算を行ない得る。もちろ
ん、この特定の患者が実際にたとえば０．６０あるいは
０．２０の血圧定数を持っている場合にはこれは非常に
危険である。しかしながら、第７図に示す近似波形を生
成することによって、患者の平均血圧および血圧定数Ｋ
を読取るすべての推量作業は不要となる。実際、ひとた
び近似波形が決まったならば、それを電子的に積分し
て、平均血圧Ｐｂ（Ｍ）を計算することができ、これは
医師にとって役に立つし、これから血圧定数Ｋを容易に
計算することができる。これら種々の計算を行なうのに
適当な手段は容易に設けることができる。

これまで説明してきた本発明の種々の特徴の結果とし
て、患者の拡張期血圧、収縮期血圧を非浸襲式に得るこ
とができるばかりか、患者の実際の血圧波形に非常に近
い波形をその平均血圧および血圧定数と共にこれも非浸
襲式に得ることができる診断道具を得ることができる。
この道具または装置が第１０図に示してあり、この装置
は３０で全体的に示す適当なカフ手段を包含する。この
カフ手段は通常の操作要領で患者の腕のまわりの所定位
置に設置してあり、圧力ゼロからたとえば１６０トルま
での種々の圧力レベルに適当な手段３２によって維持さ
れる。その結果生じたカフパルスはトランスジューサ３
４によって監視される。容易に設置できる適当な電子手
段３５がこれらのパルスを受け取り、この情報から、Ｌ
ｉｎｋおよびＬｉｎｋ等の米国特許に従って変圧曲線と
一緒に拡張期血圧、収縮期血圧を得ることができる。手
段３５は、また、第６〜８図に示す時刻ｔ_１、ｔ_２、ｔ
_３等における中間圧力点を与える容易に入手可能な回路
も包含し、この情報と共にオシロスコープまたはモニタ
３６上に第７図の波形をグラフ表示するさらに別の容易
に入手できる回路も包含する。さらに、手段３５はこの
波形および上記の式２〜４から平均血圧Ｐｂ（Ｍ）およ
び血圧定数Ｋを算出できる回路も包含し得る。この装置
全体の実際に作動する実施例は後に説明する第２１Ｂに
ブロックダイアグラムで示してある。

所与の患者の血圧曲線およびその平均値を生成する技術
に関する上記のＬｉｎｋおよびＬｉｎｋ等の米国特許お
よび第６〜１０図に従って患者の拡張期血圧、収縮期血
圧を得るための従来技術に関して第１〜５図を論議した
ので、本発明の別の局面についつ第１１〜１４図と関連
して以下に言及する。

第１Ａ図と関連して第１１〜１４図を参照して、ここに
は本発明に従って所与の個体についての変圧曲線を生成
する技術が示してある。先に述べたように、第１Ａ図
は、１６０トルのカフ圧力（パルス１０ａ）で始まり、
ゼロのカフ圧力（パルス１０ｑ）で終る種々の適用カフ
圧力Ｐｃ（ｄｃ）についての、オシロスコープ上に読み
出したような或る特定の患者のカフパルス１０ａ、１０
ｂ等を示している。ここで、各カフパルスのピーク対ピ
ーク浸幅（Ａ）が測定されており、それで第１Ａ図に示
すようなものとなっていることに注目されたい。以下に
明らかとなるように、この情報および適当な要領で、た
とえば、先に述べたＬｉｎｋおよびＬｉｎｋ等の米国特
許に従って決定し得る患者の拡張期血圧、収縮期血圧の
みを使用することによって、この特定の患者自身の変圧
曲線およびその導関数（この患者の動脈コンプライアン
ス（ｄＶ／ｄＰｗ）曲線に対応する）を従来行なわれて
いたと異なる方法で生成し得る。

第１１図を参照して、第１Ａ図から測定されたピーク対
ピーク浸幅値（Ａ）は適用されたカフ圧力に対してプロ
ットされており、その結果、曲線４０が描かれている。
この曲線および患者の拡張期血圧、収縮期血圧からの情
報を使用したとき、第８図のＳ字形変圧曲線４２がプロ
ットされ得る。これをいかに達成するかをより充分に理
解してもらうためには、患者の拡張期血圧、収縮期血圧
が一緒になって第２図に示される帯域１４に相当するパ
ルス圧力帯域（たとえば、測定帯域）を提供することに
留意されたい。患者の拡張期血圧が８０トルで、収縮期
血圧が１２０トルと仮定すれば、この帯域は正確に４０
トルの幅となる。また、変圧曲線４２がｘ−ｙ座標系に
プロットされており、先に第２図に関連して説明したよ
うに、ｘ軸（変圧軸）がＰｗ（患者の動脈と壁圧力）に
対応し、ｙ軸が相対動脈体積すなわちＰｃ（ａｃ）に対
応することも留意されたい。念のため、Ｐｗａ１１＝Ｐ
ｂｏｏｄ−ＰｃｕｆｆまたはＰｗ＝Ｐｂ−Ｐｃ（ｄｃ）
である。したがって、カフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）ゼロのと
き、測定帯域は８０トルと１２０トルの間であり、カフ
パルスのピーク対ピーク浸幅は０．１トルとなり、これ
はこのカフ圧力から生じる動脈体積変化（ΔＶ）に相当
する。換言すれば、患者の血圧が８０トルと１２０トル
の間の測定帯域内で上下するにつれて、Ｖは或る量変化
して０．１トルのカフパルス浸幅Ａを発生する。この点
は変圧曲線上の点１として第１２図にプロットすること
ができ、血圧Ｐｂまたは壁圧力Ｐｗの変化をカフパルス
Ｐｃ（ａｃ）に変える。

４０トルの適用カフ圧力で、壁圧力Ｐｗは８０トルと４
０トルの間の４０トル測定帯域内で前後に振動する。第
１Ａ、１１、１２図でわかるように、これは０．５０ト
ルのピーク対ピーク振幅とそれに正比例するΔＶの変化
を生じさせる。これは点２としてプロットされる得る。
８０、１２０、１６０のカフ圧力に対応する別の点３、
４、５は第１２図にすでにプロットされている。５つだ
けの点をプロットしたけれども、第１Ａ図で実際に測定
されたカフ圧力のすべてに対する点および第１１図の曲
線から内挿された点でもプロットされ得ることは了解さ
れたい。これらの点から、第１２図に示す変圧曲線４２
は容易に描かれ得る。この曲線は第１３図にＰｗに対応
する軸を下方に移動させた状態で再現してある。ひとた
び変圧曲線が生成されたならば、患者の差関係ΔＰｃ
（ａｃ）／ΔＰｗあるいはそれに均等のコンプライアン
ス曲線ｄＶ／ｄＰｗ４３を変圧曲線を微分することによ
って生成し得る。

ここで、第１図に示すオシロスコープ測定カフパルス振
幅Ａがカフ圧力の非常に大きな値の場合でもゼロになら
ないことが多く、大きなカフ圧力について小さくて完全
に一定の値に近付くことに注目されたい。この小さな値
を第１ａ図の表に示し、第１１図にグラフ表示した他の
振幅値の各々から引くことができる。その結果のやや減
った値Ａを次に利用して上術の方法を使用することによ
って幾分改善されたＰｃ（ａｃ）／ＰｗまたはＶ／Ｐｗ
曲線を得ることができる。

第１４図は固体の腕に取付けたカフ（４５）を通して固
体から第１Ａ図のそれに相当する種々のカフパルスを受
け取る手段４４と、この手段４４の一部を構成するトラ
ンスジューサとを示している。手段４４は、次に、ピー
ク対ピーク情報を抽出し、第１４図に示す適当な入力部
から患者の拡張期血圧、収縮期血圧を受けたときに、こ
の情報に作用して変圧Ｐｃ（ａｃ）対Ｐｗ曲線４２およ
びその導関数ΔＰｃ（ａｃ）／ΔＰｗ曲線４３をそれぞ
れ生成することができる。これらの曲線は恒久的に記録
してもよいし、あるいは、４６で全体的に示すようにオ
シロスコープ上に写し出してもよい。この要領で手段４
４を作用させるに必要な電子機器はここに教示した事柄
から容易に得ることができる。第２１Ｂ図（後に説明す
る）のブロックダイアグラムが第１４図のこの配置の実
際に稼動する実施例として役立つ。

上記の説明は３つのカテゴリーに分類し得る。第１〜５
図に関連した説明は前述のＬｉｎｋおよびＬｉｎｋ等の
米国特許に記載されている技術に従って所与患者につい
ての拡張期血圧、収縮期血圧を得るための従来技術に相
当するものである。第６〜１０図に関連した説明は１９
８４年６月１９日に出願した本願の原出願第６２２，２
１３号に記載され、クレームに定義されており、かつ、
Ｌｉｎｋの米国特許３，９０３，８７２号に概略言及さ
れているような患者の血圧曲線およびその平均値を生成
する技術に向けられている。最後に、第１１〜１４図に
関連した説明は１９８４年６月１９日に出願した本願の
原出願第６２２，０８０号に開示、クレームに記載され
ているように患者の変圧曲線を生成する技術に向けられ
ている。これらの説明を行なったことから、第１５〜２
５図に関連して本発明のさらに別の特徴について今から
注意を向ける。

まず第１５〜２１図を参照して、これらの図は或る長い
期間にわたって短い間隔で連続的に測定を行なうことに
よって患者の収縮期血圧、拡張期血圧、平均血圧を監視
するラピッドあるいはスタットモードと呼ばれるものに
対応する。さらに、この監視技術はこの期間にわたって
患者が高いカフ圧力を受けることを必要とするが、本発
明はこれらの圧力を受けることから生じる不快感を最小
限に抑える。これを一層完全に評価してもらうべく、ま
ず第１５ａ図に注意を向けられたい。ここには、或る下
降勾配サイクル全体にわたって患者がいかにカフ圧力を
受けるかをグラフ表示してある。一層詳しくは、第１５
ａ図でわかるように、横軸は時間を表わし、縦軸は全サ
イクル（図では２０秒間）中ＮＩ患者が受けるカフ圧力
を表わしている。曲線（以下に呼ぶように全サイクル）
は５０ａで示してあり、これは患者が最初に加圧を受
け、次いで、１７０トルのカフ圧力で始まり、ゼロのカ
フ圧力で終る下降勾配圧力を受けることを示している。
第１５ｂ、１５ｃ、１５ｄ図は以下に論議しようとして
いる上昇勾配サイクルを示している。

ここでの目的のために、曲線５０ａ、５０ｂ、５０ｃお
よび５０ｄが線形であり、「ＬＡＮＥＡＲ ＰＲＥＳＳ
ＵＲＩＺＩＮＧ ＡＮＤ ＤＥＰＲＥＳＳＵＲＩＺＩＮ
Ｇ ＤＥＶＩＣＥ ＡＮＤ ＩＴＳ ＭＥＴＨＯＤ Ｏ
Ｆ ＵＳＥ」という名称の 年 月 日に出願し
た本出願人の継続中の特許出願第 号に
記載されているような装置に従って形成することができ
る仮定する。しかしながら、これらの勾配が従来技術で
典型的なような非線形であってもよいことは了解された
い。いずれにしても、先に述べた技術および先のＬｉｎ
ｋおよびＬｉｎｋ等の米国の特許における技術に従っ
て、或る患者がその予想される拡張期血圧、収縮期血圧
を含む範囲内のカフ圧力を受け、これらのカフ圧力およ
び平均血圧を決定する必要があった。したがって、或る
患者の拡張血圧が８０トルであり、その収縮期血圧が１
４０トルであると仮定するならば、従来は、１４０トル
より大きいカフ圧力、たとえば、第１５ａ図に示す１７
０トルレベルまで患者が受ける必要があった。したがっ
て、この第１５ａ図に示す全サイクル勾配を与えるのが
普通であった。第１５ｂ図は上昇勾配モードでの全サイ
クルを示している。

第１５ａ図のグラフ表示は典型的な従来の全サイクル下
降勾配を示すのみならず、曲線下の領域を採用すること
によって患者に与える快感のレベルを表わすよに示すこ
ともできる。説明のために、患者の不快感がカフ圧力と
加圧時間の積としての血圧測定を行なうことから生じる
と判断するのが妥当である。さらに、経験によって、カ
フ圧力が中立の不快感を与える拡張期圧力より小さく、
また、カフ圧力が大きな不快感を与える拡張期圧力より
大きい（すなわち、脈動がこの高圧領域で完全につぶさ
れている）時間を確認することはできる。これら２つの
不快レベルは第１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、１５ｄ、１６
ａ、１６ｂ図に示してある。不快係数としての２つの不
快レベルの合計を定め、それもこれらの図に含ませてあ
る。したがって、曲線５０ａの下方の全領域は１９６０
トル・秒に等しい。これは患者の「不快係数」と呼ぶこ
とができる。明らかに、この係数が大きければ、それだ
け患者が快感を感じる度合が小さくなる。これは、特
に、患者を或る長い期間にわたって監視し、したがっ
て、たとえば、第１６ａ図に示すように多数回の圧力サ
イクルにさらされる場合に、当っている。ここに示した
ように、患者の拡張期血圧、収縮期血圧および平均血圧
（臨界血圧とも呼ばれる）は第１５ａ図に示すタイプの
５回の全サイクルを要する１００行の期間にわたって監
視される。したがって、この全期間にわたって、患者の
合計の不快係数は９８００トル・秒（１９６０トル・秒
／サイクルで５サイクル）に等しくなる。これは現存の
「下降勾配」機械では普通である。

後に明らかになるように、ここに開示した技術によっ
て、或る長い監視期間を通じて同じ臨界圧力を監視しな
がらこの期間にわって上述の不快係数をかなり減らすこ
とができる。これは第１５ｂ、１５ｄ図に関連して第１
６ｂ図に最も良く示してある。第１６ｂ図に示すよう
に、患者は、最初、全上昇勾配サイクル５０ｂを受ける
が、次に第１５ｄ図に示す低下した上昇勾配「スタッ
ト」サイクル５０ｄを受ける。第１５ｄ図を参照して、
この低下したスタットサイクル５０ｄの長さはほんの１
２秒であり、最高圧力は９０トルである。したがって、
この不快係数は全サイクル５０ｂの１５００トル・秒の
不快係数とは異なって５４０トル・秒となる。後に明ら
かになるように、ひとたび患者の拡張期血圧、収縮期血
圧が初期全サイクル５０ｂの結果として定められたなら
ば、本技術に従って、患者の拡張期血圧のみならず、よ
り小さいスタットサイクルを利用する測定の結果として
収縮期血圧や平均血圧も得ることができる。患者はこれ
ら連続測定の各々の最中に予想拡張期血圧よりもやや大
きいカフ圧力を受けるだけでよい。

したがって、第１６ｂ図に示すように、第１６ａ図に示
す同じ１００秒の期間にわたって実際に５回の測定が行
なわれる。しかしながら、全不快係数は第１６ａ図の場
合のように９８００トル・秒ではなくて３７４０トル・
秒である。スタットサイクルは１００秒にわたって時間
を置いて第１６ｂ図に示してあるが、同じ期間にわたっ
てもっと多い回数の測定を行なってもよいし、互いの直
後に、そして、全サイクル５０ｂの直後にスタットサイ
クルを発生させることによってもっと短い期間にわたっ
て同じ回数の測定を行なうこともできる。また、全サイ
クル、スタットサイクルの両方を上昇勾配で行なってい
るが、これらのサイクルを下降勾配として行なうのも容
易であることは了解されたい。実際に、所望ならば、全
サイクルモードを最初背中合わせの上昇勾配、下降勾配
として二回に行なってもよい。こうすることによって、
全サイクルすなわち「パラメータ決定」サイクルを二回
行なって患者の臨界血圧についての２つの直接測定値を
最初に得ることができる。

第１５ａ、１５ｂ、１５ｄ、１６ａ、１６ｂ図について
の上の論議では、ひとたびパラメータ決定サイクル中に
最初に患者の収縮期血圧が測定されたならば、患者に収
縮期血圧レベルのカフ圧力を受ける必要なしに収縮期血
圧を決定することができると仮定した。これをいかに達
成するかを理解するには第１７、１８、１９ａ、１９
ｂ、１９ｃ図に注意を向けられたい。

まず第１７図を参照して、ここには特定の患者の変圧曲
線５４が示してある。この曲線は先に説明したものであ
り、患者に上昇勾配５０ｂに相当する全範囲のカフ圧力
を受けさせ、この上昇勾配サイクル中に患者の拡張期血
圧、収縮期血圧を決定することによって容易に生成し得
る。したがって、第１６ｂ図に示す監視手順の最中に
は、患者の変圧曲線５４は初期の全サイクル５０ｂ中に
患者の拡張期血圧、収縮期血圧、平均血圧と一緒に生成
することができる。次のスタットサイクル（および引続
くスタットサイクルのすべて）において、患者が少なく
ともその収縮期血圧ほども大きいカフ圧力を受けないの
で、患者の収縮期血圧を同じ要領で得ることは不可能で
ある。それにもかかわらず、後にわかるように、最初の
サイクル中に生成した変圧曲線を使用することによって
その時点で患者の収縮期血圧を得ることができる。

拡張期血圧は第１８図に示す曲線を利用して、Ｌｉｎｋ
米国特許第３，９０３，８７２号に記載されている要領
で得られる。先に述べたように、この曲線はスタットサ
イクル内のカフ圧力についての、すなわち、最高１００
トルまでの、この米国特許第３，９０３，８７２号の第
５図に示されている曲線に対応する。したがって、横軸
は１００トルまでの適用されたカフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）を
表わし、縦軸は患者の実際の血圧パルスまたはサイクル
における或る特定の時刻で測定したカフ圧力パルスの第
１導関数（）を表わす。この曲線を患者の血圧サイク
ルにおける適当な時刻（拡張期終了点付近）でこの曲線
を生成することによって、患者の拡張期血圧は容易に決
定される。特に、先に説明し、また、米国特許第３，９
０３，８７２号に記載されているように、第１８図の曲
線上にｍａｘ（拡張期終了点における動脈体積の最大
変化に対応する）を生成するように応答する適用カフ圧
力Ｐｃ（ｄｃ）は患者の拡張期血圧に等しい。したがっ
て、第１８図の曲線では、患者の拡張期血圧が８０トル
であることがわかる。

スタットサイクル中、患者の心臓の拍動毎に、次に適用
されるカフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）に対応するカフパルスＰｃ
（ａｃ）が発生させられる。これらのパルス（そのうち
の３つが第１９ａ、１９ｂ、１９ｃ図に示してある）が
用いられて第１８図の曲線を生成し、患者の拡張期血圧
を決定する。これらのカフパルスの少なくとも１つは第
１７図に示す変圧曲線５４および第１８図の曲線の結果
として発生した８０トルの拡張期血圧に関連して用いら
れて、このサイクル中の収縮期血圧を決定する。第１７
図に戻って、これを達成する方法に言及する。特に、第
１９ａ図に示すように５０トルのカフ圧力で発生したカ
フパルス５６ａを変圧曲線および患者の拡張期血圧に関
連して使用するものと仮定する。

さしあたって、変圧曲線５４の縦軸上にカフパルス５６
ａのベース（それの拡張期レベル）を置く必要がある。
その目的で、横軸（Ｐｗ）上の５０トルのカフ圧力で患
者の拡張期血圧に相当する変化圧力が決められる。この
点は患者の拡張期血圧マイナスカフ圧力、すなわち、８
０トル−５０トル＝３０トルである。この３０トル点は
第１７図に示すように置かれ、縦線５７（実際には一連
の矢印）は変圧曲線と交差する点まで上に延ばされる。
この点は横線５８で示すように第１９ａ図のカフパルス
５６ａ水平ベースを決定する。その後、水平線６０がカ
フパルスの収縮期レベルから変圧曲線まで生成される。
この後者の曲線の線６０との交差点のところで、別の縦
線６２が変圧軸との交差点まで下方に引かれる。図示に
ように、この交差点は９０トルである。この９０トル値
は５０トルのカフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）のところで先に述べ
たようにＰｗに対応する。したがって、この点（収縮期
血圧に対応する）での患者の実際の血圧は９０トルプラ
ス５０トルまたは１４０トルのカフ圧力である。すなわ
ちＰｗ＋Ｐｃ（ｄｃ）＝Ｐｂである。

前記の事柄に鑑みて、患者の収縮期血圧は、スタットサ
イクル中に、すなわち、先に一回のパラメータ決定サイ
クルが実施されて少なくとも一回直接に患者の収縮期血
圧を決定し、変圧曲線を生成している限り収縮血圧ほぼ
の高さの圧力を患者に与えることなく、得ることができ
ることは明らかであろう。正確を期して、患者の収縮期
血圧を得るために、カフパルス５６ａに加えて他の圧力
の付加的なカフパルス、たとえば、カフパルス５６ｂ、
５６ｃを用いてすぐ上に説明した手順を実施することが
望ましい。これら異なった測定値から得た収縮期血圧が
異なっている場合には、それらを平均して平均収縮期血
圧を得る。同時に、ひとたびスタットサイクルの結果と
して患者の拡張期血圧、収縮期血圧が決定されたなら
ば、先に説明した技術を利用してその同じスタットサイ
クル中に患者の平均血圧を得ることができる。すなわ
ち、全カフパルス曲線５６ａを変圧曲線５４および積分
で得た平均血圧曲線を介して変化させることができる。

第２０図は今説明した監視手順の結果をグラフ表示して
いる。横軸は時間を表わし、縦軸は種々の測定値に対応
する種々の時刻における患者の拡張期血圧、平均血圧、
収縮期血圧を表わしている。第１の測定は全サイクルモ
ードに対応し、それに続く測定はスタットモードに対応
するものであってもよいし、あるいは、周期的に全サイ
クルモードを与えて患者の変圧曲線５４を再確認あるい
は修正することが望ましいかも知れない。いずれにして
も、患者は全作動サイクルを測定毎に必要とする場合よ
りも低い不快係数を受ける。

次に第２１Ａ図を参照して、この図は上に説明した手順
を実施する装置６４を機能的に示している。この装置は
患者の動脈付近の適切な部位に設置した適当な血圧カフ
６６を包含する。全体的に６８で示してある手段はカフ
を種々のレベルに加圧して全サイクル５０ｂおよびスタ
ットサイクル５０ｄを与える手段である。第１９ａ、１
９ｂ、１９ｃ図に示すものを含むこうして発生したカフ
パルスは適当な回路７０によって発生させられ、この回
路はたとえば第１９ａ、１９ｂ、１９ｃ図に示すものを
含むカフパルスをメモリに保持することができる。全体
的に７２で示す回路は初期パラメータ決定サイクルで発
生したカフパルスに応答してそのサイクル中の患者の拡
張期血圧、収縮期血圧を決定する。これらの値および回
路７０の発生したカフパルス回路７４に入力されてその
メモリに格納される患者の変圧曲線を生成する。同時
に、回路７４はパラメータ決定サイクル中に平均血圧を
決定する適当な手段を包含する。

引続くスタットサイクルの各々で、手段６８はカフ６６
を加圧してスタットサイクル５０ｄを与え、回路７０は
それ相当のカフパルスを発生する。回路７２はこれらの
カフパルスに応答して患者の拡張期血圧を決定する。こ
れは、単に、カフ６６が患者の収縮期血圧を決定するに
充分な高さのレベルまで加圧されていないからである。
このスタットサイクル中に決定された拡張期血圧は第１
９ａ、１９ｂ、１９ｃ図に示すような一群のカフパルス
のうちの少なくとも１つについて回路７０から発生させ
られたカフパルスと一緒に回路７６に入力され、患者の
変圧曲線が回路７４内のメモリに保持される。回路７６
はこの情報に作用して第１７図に関連して説明した手順
を実施することによって患者の収縮期血圧を決定する。
この圧力値は回路７４に戻され、回路７４はこの後者の
サイクル中に患者の平均血圧も与えることができる。

上述したように、第２１ａ図は第１５〜２０図に関連し
た教示を実施するための装置６４の機能を説明してい
る。第２１ｂ図はこの装置の実際に稼働する実施例のブ
ロックダイアグラムであり、第２１ｂ図はこの装置は６
４′で示してある。ここに示す装置は患者の適当な動脈
のまわり（カフの場合）あるいはこの動脈付近（パッド
の場合）の適切な部位に設置した血圧カフあるいは血圧
パッド６６′を包含する。この場合、カフでもパッドで
もいずれも利用し得ることは了解されたい。ここでの目
的のため、カフにのみ言及していても、パッドに容易に
交換することができるが、別の動脈を選んでもよいこと
は了解されたい。

全体的に６８′で示すポンプ兼適当な空気制御器が設け
てあり、カフ（またはパッド）を種々の圧力レベルに加
圧してそれぞれ第１５ｂ図および第１５ｄ図に示す全上
昇勾配サイクル５０ｂおよびスタットサイクル５０ｄ、
あるいは、それぞれ第１５ａ図および第１５ｃ図に示す
サイクル５０ａ、５０ｃのような任意他のタイプのサイ
クルを与える。６９′で示す圧力トランスジューサがカ
フまたは圧力パッドを全体的に７０′で示す増幅器・帯
域フィルタの組合わせに接続していて第１９ａ、１９
ｂ、１９ｃ図に示すようなカフパルスを発生させる。

第２１ｂ図に示すように組込んだ、それぞれ全体的に７
１′、７２′、７３′で示すアナログＭＵＸ、Ａ／Ｄコ
ンバータ、１６ビットマイクロコンピュータ（あるいは
任意の他の適当なコンピュータ手段）が協働してアナロ
グカフ圧力、すなわち、Ｐｃ（ａｃ）、Ｐｃ（ｄｃ）を
ディジタル化する手段となる。マイクロコンピュータま
たはコンピュータは、一般的に、ＲＯＭ７４′に記憶さ
れた適当なプログラムによって制御されて全装置６４′
の必要なステップを実施する、このプログラムは、精度
および他のファクタに依存して、長さが、たとえば、１
ｋバイトから３２ｋバイトの大きさまでも変えることが
できる。カフ圧力Ｐｃ（ａｃ）、Ｐｃ（ｄｃ）および他
の必要な情報、たとえば、最初のパラメータ決定サイク
ル毎に生成された変圧曲線のディジタル化した値はＲＡ
Ｍ７５′でコンピュータ７３′によって記憶される。種
々の血圧を計算したコンピュータはその結果をモニタ７
６′、プリンタ７７′、ＬＥＤディスプレイ７８′、お
そらくはもう１台のコンピュータ７９′に出力する。こ
こで明らかなように、ＲＡＭ７５′は充分に大きくて種
々のカフパルスと共に上述の変圧曲線も記憶しなければ
ならない。

第２１ｂ図に示されたブロックダイアグラムは、特に装
置６４′、すなわち、第１５〜２１ａ図に関連した技術
を実施するための装置を示している。しかしながら、第
２１ｂ図に示したと同じ配置が第１０図および第１４図
の配置に関連した機能ステップを実施するための実際に
稼働する実施例としても役立つことは了解されたい。第
１０図の配置の場合、ＲＯＭ７４′はマイクロコンピュ
ータまたはコンピュータ７３′を作動させてディジタル
化したカフ圧力に作用し、第７図の曲線を生成し、出力
するに必要な情報を発生する適当なプログラムを含む。
第１４図の配置の場合、適当なプログラムがＲＡＭ内に
含まれていてマイクロコンピュータまたはコンピュータ
を作動させ、第１２図の変圧曲線を生成することにな
る。また、後に明らかになるように、また別のプログラ
ムを持った配置６４′を構成していると同じコンピュー
タは第２２〜２５図に関連して後に説明する技術のため
の実際に稼働する実施例として役立つ。

第１５〜２１Ａ図、第２１Ｂ図に関連した上記の説明は
或る長い期間にわたって患者の拡張期血圧、収縮期血
圧、平均血圧を監視するのに、この期間を通じて短い間
隔で連続的に測定を行ない、しかも、最初のパラメータ
決定サイクル時を除いて患者に高いカフ圧力（収縮期血
圧の程度）を加える必要なしにこれらの測定を行なう技
術に関したものであった。第２２〜２５図に関連して以
下に説明する技術は１回といえども高圧力サイクルを必
要としない。一層詳しく説明すれば、以下の技術は患者
にその収縮期血圧の程度のカフ圧力をも加えることなし
に拡張期血圧、平均血圧、収縮期血圧を得ることができ
る。この技術をいかに達成するかを理解してもらうべ
く、先に説明したＬｉｎｋの米国特許第３，９０３，８
７２号に注目されたい。この米国特許、特にその第５図
と関連した記述および本文で行なった論議から、或る患
者の実際の血圧曲線に沿った任意の時点で患者の実際の
血圧を決定するのに患者が種々のカフ圧力を受けている
ときにその時点でを測定したことを思い起こされた
い。

本決術の場合、患者はその予想拡張期血圧よりもほんの
少し大きいカフ圧力、いかなる場合にもその患者の収縮
期血圧よりも低い圧力を受けるだけである。第１５ｃ図
の上昇勾配サイクルがこのような圧力を示している。こ
こで、このサイクル中に、患者が約１２０トルをそこそ
この圧力を受けることに注目されたい。

この技術によれば、まず、患者の実際の血圧波形の拡張
期下降線上の時刻ｔ_１、ｔ_２の２つの時点を選ぶ必要が
ある。ひとたびこれらの時点を選んだならば、患者の血
圧カフは患者の予想収縮期血圧より下であるが、実際の
波形上の選定した時点ｔ_１、ｔ_２で患者の予想血圧の上
下のレベルを含む血圧範囲を通し変化させられてこれら
種々の圧力レベルのカフパルスを発生する。選定した時
刻ｔ_１、ｔ_２が〃患者の波形上の拡張期時点に接近して
いればそれだけ、最高カフ圧力が低くなる必要がある。
一包、ｔ_１、ｔ_２が互いに接近していれば、それだけ本
技術で生じるエラーが大きくなる（２つの大きな数の減
算）。この矛盾する要件のために、拡張期付近のｔ
_１と、収縮期に向って約半分のところのｔ_２を選定する
とよい。したがって時刻ｔ_１における実際の予想血圧が
半径の拡張期点付近にあり、ｔ_２におけう予想血圧は収
縮期血圧と拡張期血圧の間の約半分のところにある場
合、収縮期血圧、拡張期血圧の中間値よりやや大きいカ
フ圧力を患者に加えるだけでよい。いずれにしても、ひ
とたびこれらの時刻が選ばれ、これらのカフ圧力を患者
が受けたならば、第２２図に示す２の曲線６４、６６が
生成され得る。実線の曲線は時刻ｔ_１でのに対応し、
破線の曲線はｔ_２でのに対応する。実際に、ｔ_１は第
２３図に示す帯域Δｔ_１の一時的な中心であり、ｔ_２は
第２３図の帯域Δｔ_２の一時的な中心である。これらの
曲線の各々に体する最大値はそれに関連した時刻ｔ_１ま
たはｔ_２での患者の実際の血圧を決定する。したがっ
て、第２２図において、患者の波形の時刻ｔ_１のおける
血圧が８０トル（Ｄ_１で示す）であり、時刻ｔ_２の血圧
が１００トル（Ｄ_２）であることがわかる。

第２３図は患者の実際の血圧パルスと関連した変圧曲線
を示し、時刻ｔ_１とそれに関連した帯域Δｔ_１の関係を
説明している。ここで、この帯域が実際の血圧パルスの
拡張期下降線内に位置していることに注目されたい。患
者が高まりつつあるカフ圧力を受けているとき、測定カ
フパルス（の時間導関数がまず増大し、次いで減少
し、それによって、第２２図の曲線６４が生じる。これ
は第２２図の曲線６６を生じるｔ_２、Δｔ_２についても
当てはまりる。ここで、Δｔ_２は拡張期下降線上のΔｔ
_１から上で示してある。

ひとたび第２２図の曲線のいずれか（たとえば、曲線６
４）が生成されたならば、それが積分されて第２３、２
４図の参照符号８０で全体的に示す変圧曲線を得ること
ができる。この曲線は図示を座標系に置かれ、ゼロ変圧
の縦軸は以下に説明する理由のために最大勾配の中心を
通って延び、また、横軸は曲線の底付近に位置するが、
これが絶対条件というわけではない。ここで、横軸すな
わち変圧軸線がＰｗに対応し、このＰｗが実際の血圧Ｐ
ｂマイナス適用カフ圧力Ｐｃ（ｄｃ）に等しいことに注
目されたい。また、患者が１２０トルの最高カフ圧力を
受け、したがって、変圧曲線の横軸が患者の拡張期血圧
に依存して縦軸の左へ限られた距離移動するということ
にも注目されたい。それにもかかわらず、本技術の目的
のためにさらに左へ移行させる必要はない。これは後に
明らかにする。

変圧曲線８０は上述の手順に従って曲線６４を積分する
ことによってられる。曲線６４についての８０トルの縦
軸は曲線８０に対してはゼロ軸となる。したがって、定
義Ｐｗ＝Ｐｂ−Ｐｃ（ｄｃ）の留意して、Ｐｂが最小値
（８０トル）で、Ｐｃ（ｄｃ）が８０トルに等しいと
き、Ｐｗ＝０であり、Ｐｃ（ｄｃ）＝１０トルのとき、
Ｐｗ＝７０トル等となる。第２３、２４図で変圧曲線８
０を生成したので、この曲線を第２２図に示した曲線に
よって決定された圧力値Ｄ_１、Ｄ_２と組合わせて使用し
て患者の拡張期血圧、収縮期血圧を決定する方法に次に
注意を向ける。最初に、第２２図の曲線を得るために発
生させたカフパルスＰｃ（ａｃ）の１つを選定する必要
がある。このようなパルスは任意のもの、たとえば、６
０トルのカフ圧力で生じたカフパルスとなる。時刻
ｔ_１、ｔ_２を決めることによってこのカフパルスに圧力
点Ｄ_１、Ｄ_２を置く。これは、カフパルスの拡張期端か
ら適当な時間戻すように動かすことによって行なわれ得
る。圧力点Ｄ_１、Ｄ_２を含むこのカフパルスは第２４図
に８１で示してある。同時に、圧力点Ｄ_１、Ｄ_２は６０
トルのカフ圧力について変圧曲線の横Ｐｗ軸上に置かれ
る。Ｄ_１が８０トルに等しいので、この圧力点に対応す
る横Ｐｗ軸上の点は２０トル（８０トルマイナス６０ト
ル）となる。Ｄ_２は１００トルに等しいので、横Ｐｗ軸
上のＤ_２点は４０トル（１００トルマイナス６０トル）
となる。

ひとたびＤ_１、Ｄ_２点が変圧曲線の横軸上に位置決めさ
れたならば、縦線８２、８４が変圧曲線と交差するまで
これらの点から上方に引かれる。次に、横線８６、８８
が図示のようにこれら交差点から左へ引かれる。同時
に、縦線９０、９２が第２４図に示すカフパルス８１上
の点Ｄ_１、Ｄ_２から引かれ、第２４図でわかるようにそ
れぞれ２つのＤ_１′、Ｄ_２′のところで線８６、８８の
それぞれと交差する。次いで、全カフパルス８１を目盛
構成して破線で示すように点Ｄ_１′、Ｄ_２′に合わせ、
適切な目盛構成の再生ぱるす８１′を得る。換言すれ
ば、第２４図の再生されたカフパルス８１′の各部分は
原カフパルス８１の対応する部分に比例するが、点
Ｄ_１′、Ｄ_２′に一致するように目盛構成されている。

目盛構成したカフパルス８１′のベーサから、変圧曲線
８０の横線１００との交差点を見出すことによって患者
の拡張期血圧が決定され得る。この交差点から、縦線１
０が下方に引かれ、変圧曲線の横Ｐｗ軸と交差する。こ
れは１０トルの変圧（Ｐｗ）で行なう。したがって、拡
張期血圧は７０トルに等しくなる（１０トルプラス６０
トル、ここで、Ｐｂ＝Ｐｗ＋Ｐｃ（ｄｃ））。患者の収
縮期血圧を決定するのにも同じ手順を使用し得る。一層
詳しく言えば、目盛構成したパルスの頂から変圧曲線の
交差点まで横線１０４が引かれ、この交差点で縦線１０
６が下方に引かれて変圧曲線の横軸と交差する。これは
６０トルで行なわれる。したがって、収縮期血圧は１２
０トルに等しくなる（６０トルプラス６０トル）。

上記の手順は種々の適用カフ圧力におけるカフパルスに
ついて反復することができ、その結果を平均して収縮期
血圧、拡張期血圧の平均値を得ることができる。さら
に、Ｄ_１は患者の拡張期血圧に充分近い時刻ｔ_１で選定
され、その結果、Ｄ_１は自動的に患者の拡張期血圧を与
え、収縮期血圧を得るには上記手順を実施することが主
として必要である。さらに、或る期間にわたってこの手
順を連続的に繰返して、患者の収縮期血圧、拡張期血圧
の中間よりもあまり大きくないカフ圧力を患者に加えな
がらその期間にわたって拡張期血圧、収縮期血圧を監視
することができる。

全パルス８１′は、今や、変圧曲線８０を介して変えら
れ、第２４図に破線で示す変化した血圧パルス８１″と
することができる。この変化した血圧パルス８１″のす
べての圧力がこうして既知となり、積分によって平均血
圧を計算することができ、適当なモニタ上に全波形８
１″を写し出すことができる。精度を高めるために、付
加的な点Ｄ_３、Ｄ_４・・・Ｄ_ｎを上記と同じ分析によっ
て曲線８１上に含めてもよい。

第２５図を参照して、第２２〜２４図に関連して説明し
た技術を実施するための全装置１１０を説明する。この
装置は患者の適当な動脈付近に設置した血圧カフまたは
パッド１１２を包含する。全体的に１１４で示す手段は
患者の予想収縮期血圧よりも低い種々の圧力レベルにカ
フを置く手段であるが、この圧力レベルには、患者の実
際の波形上の時刻ｔ_１、ｔ_２の選定点における患者の予
想血圧の上下のレベルも含む。全体的に１１６で示す回
路はこれら種々の圧力レベルでカフパルスを発生するも
のである。これらのカフパルスは回路１１８に入力さ
れ、この回路１１８はそれに応答してＤ_１、Ｄ_２の圧力
値を発生する。同時に、この回路は第２２図の曲線も生
成する。これらの曲線の１つは回路１２０に入力され、
この回路はこの曲線を積分し、変圧曲線８０を与える。
最後に、回路１２２がこの変圧曲線、圧力Ｄ_１、Ｄ_２お
よびカフパルスの少なくとも１つ（たとえば、カフパル
ス８１）を利用して、（１）変圧曲線と選定カフパルス
の位置関係を定め、（２）変圧曲線に対する選定カフパ
ルスの正しい目盛構成を行なう（再生パルス１８′を発
生する）。その後、回路１２２はこの正しい目盛構成し
た再生カフパルス８１′およびそれの変圧曲線に対する
位置関係を用いて、患者の収縮期血圧、拡張期血圧（も
しこれらが血圧Ｄ_１、Ｄ_２でない場合）を決定する。

すぐ上に述べた説明は第２２〜２４図に関連した技術を
実施する装置１１０の機能を述べた。好ましい実施例で
は、これは第２１ｂ図に示すブロックダイアグラムを構
成する構成要素によって実施される。カフまたは圧力パ
ッド６６′は、ポンプ兼空気制御器６８′、圧力トラン
スジューサ６９′、増幅器兼帯域フィルタ７０′と一緒
に、患者が第１５ｃ図の上昇勾配サイクルを受けている
ときにカフパルスを与える。アナログＭＵＸおよびＡ／
Ｄコンバータ７１′、７２′がこの情報をディジタル化
し、マイクロコンピュータまたはコンピュータ７３′に
入力するＲＯＭ７４′内の適当なプログラムがマイクロ
コンピュータまたはコンピュータを作動させて第２２図
の曲線６４、６６を生成し、圧力Ｄ_１、Ｄ_２を決定し、
変圧曲線８０を生成し、次いで、第２４図に関連したス
テップを実行して患者の拡張期血圧、収縮期血圧を得る
と共に患者の全血圧波形（第２４図の波形８１″）を得
る。

最後に述べた技術において、圧力点Ｄ_１、Ｄ_２は血圧波
形の拡張期下降線上に位置するように選定された。しか
しながら、点Ｄ_１、Ｄ_２が、これらの点間の血圧差が適
当に大きいならば、血圧波形上の任意の２点に置き得る
ことは明らかであろう。特に、これらの２点は先行パル
スの拡張期終了点と現パルスの収縮期ピーク値の間で波
形の収縮期上昇線部分に選ぶことができる。この最後に
述べた技術のすべての記述は差量ΔＶ、ΔＰｃ（ａｃ）
の極性が逆の場合を除いてこれら２つの点についても当
てはまる。

第２２〜２４図に関連して説明したこの技術では、患者
は、従来の技術を用いている場合の収縮期より高い血圧
と異なって、拡張期血圧、収縮期血圧間のカフ圧力を受
けた。その結果、より高い圧力を必要とする技術に比べ
て、カフ圧力を受けることによる患者の不快感を減らす
という利点がある。付加的な利点として、本技術はすべ
ての圧力範囲で一層正確である。これは、最高のカフ圧
力（たとえば、１２０トル）でさえ、監視されつつある
動脈をつぶすようにカフ圧力が用いられないからであ
る。動脈が開いていれば、つぶれた動脈よりは血圧の変
化に敏感である。さらに、開いた動脈の周波数応答性は
つぶれた動脈よりは確実に高い。バッテリ作動式の機器
の場合には、圧力カフまたはパッドを加圧するのに使用
される空気ポンプの電力消費量が少なくて済むという利
点がある。したがって、本技術は患者の不快感を軽減
し、精度を向上させ、動力の必要量を低下させるといる
利点を持つ。

【図面の簡単な説明】

第１図（米国特許第３，９０３，８７２号の第６図に相
当する図）は患者の拡張期血圧が８０トルであると仮定
したときに測定カフ圧力が９０トルから８０トル、そし
て、７０トルに変化するにつれての連続カフ圧力対時間
パルス（カフパルス）の形を概略的に示す図である。 第１Ａ図は１６０トルのカフ圧力からゼロのカフ圧力ま
での、第１図のそれに対応する一連のカフパルスを概略
的に示す図である。 第２図は「変圧曲線」と呼ばれるもの、すなわち、患者
の動脈体積（Ｖ）、すなわち、カフ内の動脈の体積（カ
フ体積で測定）対カフ内の動脈壁を横切る壁圧力（Ｐ
ｗ）に対応する体積／圧力（Ｖ／Ｐ）を概略的に示し、
この曲線に患者の実際の血圧波形に一致させることを考
えた曲線を重ね、これらの曲線を一緒にして振動測定法
の原理を示し、動脈体積変化ΔＶがカフパルスＰｃ（ａ
ｃ）を発生することを示し、さらに、血圧パルスすなわ
ち壁圧力パルスをカフパルスに「変換」する曲線を示す
図である。 第３、４図は第２図の変圧曲線を、前記のＬｉｎｋおよ
びＬｉｎｋ等の米国特許に従って或る患者の収縮期血
圧、拡張期血圧を得るための技術を概略的に示す図であ
る。 第５図は患者の動脈のコンプライアンスに対応する曲
線、すなわち、動脈壁圧力Ｐｗに対する比ΔＶ／ΔＰｗ
を示す曲線を概略的に示す図であって、ここで、ΔＶが
差カフ圧力についての壁圧力ΔＰｗの所定の変化に対応
する動脈体積の増分変化であり、この後者の曲線が最初
に決定されて積分によって第２図の変圧曲線（Ｖ／Ｐ曲
線）を得、また、動脈体積変化がカフパルスを発生する
ので、関係ΔＰｃ（ａｃ）／ΔＰｗも示している図であ
る。 第６図は或る患者についての実際の血圧パルスを概略的
に示す図である。 第７図は第６図の実際の血圧パルスに近くて、本発明に
従って非侵襲的に発生させられたプロット波形を示す図
である。 第８図は第２〜４図に示すものに類似しているが、縦勾
配に沿って誇張してそこに重ねた実際の血圧波形の一部
を構成する拡張期下降線の拡大部分を示す図である。 第９ａ〜９ｂ図は種々の血圧定数Ｋを有する４つの血圧
波形を示す図である。 第１０図は患者の実際の血圧波形に非常に近くて、平均
血圧をおよび血圧定数を与える曲線を得るための配置を
示す図である。 第１１図は第１Ａ図の種々のカフパルスのカフ圧力に対
するピーク対ピーク振幅Ａを示す図である。 第１２図は第２図に示すものに対応するが、第１Ａ図お
よび第１１図における情報から生成された変圧曲線を示
す図である。 第１３図は付の壁圧力でゼロ体積に標準化され、それに
微分した曲線を重ねた第１２図と同じ曲線を示す図であ
る。 第１４図は第１３図の曲線を電子的に生成する配置を示
す図である。 第１５ａ〜１５ｄ図は１つの下降勾配モードと３つの上
昇勾配モード（下降勾配、上昇勾配圧力サイクルとも呼
ばれる）で時間と共に患者がいかにカフ圧力を受けるか
を示す図である。 第１６ａ図は従来技術に従って実施される時間について
の一連の下降勾配圧力サイクルを示す図である。 第１６ｂ図は本発明に従って実施される一連の上昇勾配
圧力サイクルを示す図である。 第１７図は患者の変圧曲線（先に述べた変圧曲線のいず
れかに対応する）とそこに重ねた患者の或る特定のカフ
パルス曲線を示す図である。 第１８図は患者の拡張期血圧を得るための曲線（Ｌｉｎ
ｋ特許第３，９０３，８７２号の第５図の曲線に対応す
る）を示す図である。 第１９ａ〜１９ｃ図はそれぞれカフ圧力５０、６０、７
０トルでの患者特有の３つのカフパルスを示す図であ
る。 第２０図は本発明に従って或る長い期間にわたって或る
患者の収縮期血圧、拡張期血圧および平均血圧を監視す
べく収縮期血圧レベル以上のカフ圧力を患者に加えるこ
となく短い間隔で連続に測定を行なうスタットモードの
結果を示す図である。 第２１Ａ図は収縮期血圧ほども高いカフ圧力を患者に加
えることなく連続測定によって或る長い期間にわたって
患者の収縮期血圧、拡張期血圧および平均血圧を監視す
る装置を示す図である。 第２１Ｂ図は第２１Ａ図の装置の実際に稼働する実施例
を、第１０、１４、２５図の配置と一緒に示すブロック
ダイアグラムである。 第２２図はＬｉｎｋ特許第３，９０３，８７２号の第５
図に示された曲線に対応する２つの曲線を、２つの異な
った時間間隔で、そして、常時患者の予想収縮期血圧よ
りも低い最高カフ圧力を含む適用カフ圧力範囲にわたっ
て示す図である。 第２３図は先に述べた変圧曲線に対応する患者の変圧曲
線を示す図である。 第２４図は第２２図の曲線の積分結果であり、第２３図
の曲線を生成するのに用いたカフ圧力範囲にわたる変圧
曲線に対応し、そこに６０トルのカフ圧力で発生したカ
フパルスを重ねた曲線を示す図である。 第２５図は様相収縮期血圧ほぼ高いカフ圧力を加えるこ
となく収縮期血圧、拡張期血圧血圧を含む或る患者の血
圧パラメータを決定する装置を示す図である。 図面において、３０……カフ手段、３４……トランスジ
ューサ、６６′……カフまたはパッド、６８′……ポン
プ兼空気制御器、６９′……圧力トランスジューサ、７
１′……アナログＭＵＸ、７２′……Ａ／Ｄコンバー
タ、７３′……マイクロコンピュータ、７４′……ＲＯ
Ｍ、７５′……ＲＡＭ、７６′……モニタ、７７′……
プリンタ、７８′……ＬＥＤディスプレイ

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】或る長い期間を通じて短い間隔で連続的に
   測定を行なうことによって収縮期および拡張期血圧を含
   む患者の或る種の血圧パラメータをこの期間にわたって
   監視する装置において、 (a) 前記期間の最初に初期測定を行なう初期測定遂行
   手段であって、 （ｉ）患者の適当な動脈付近の適切な部位のところに設
   置することのできる加圧可能な血圧カフまたはパッド手
   段と、 （ii）患者の予想される収縮期および拡張期血圧のレベ
   ルおよびこれら血圧を超えたレベルを含む種々な圧力レ
   ベルに前記カフまたはパッド手段を維持して、それら種
   々な圧力レベルに対応するカフパルスを発生させるよう
   にする手段と、 （iii）前記カフパルスから患者の拡張期および収縮期
   血圧を決定する手段と、 （iv）前記カフパルスおよび患者の拡張期および収縮期
   血圧から患者に特有の変圧曲線を生成する手段と、 を含む初期測定遂行手段と、 (b) 前記カフまたはパッド手段がまだ前記動脈付近の
   位置にある間に前記期間中に少なくとも１回の後続測定
   を行なう後続測定遂行手段であって、 （ｉ）前記血圧カフまたはパッド手段と、 （ii）患者の予想拡張期血圧のレベルおよびその予想拡
   張期血圧を超えるが前記初期測定によって決定されるよ
   うな患者の収縮期血圧より低いレベルを含む種々な圧力
   レベルに前記カフまたはパッド手段を維持して、それら
   種々な圧力レベルに対応する後続カフパルスを発生させ
   るようにする手段と、 （iii）前記後続カフパルスから患者の拡張期血圧を決
   定する手段と、 （iv）前記後続カフパルス、前記患者の拡張期血圧およ
   び前記初期測定から生成された患者の変圧曲線から患者
   の収縮期血圧を決定する手段と、 を含む後続測定遂行手段と、 を備えることを特徴とする装置。
2. 【請求項２】前記後続測定遂行手段は、前記初期測定を
   前記期間を通じて間隔をおいて行った後に、前記後続測
   定を複数回連続的に繰り返して行なうことにより、前記
   初期測定中を除いて、患者の収縮期血圧のレベルまたは
   その収縮期血圧を超えたレベルまで前記血圧カフまたは
   パッド手段を加圧する必要なしに、患者の収縮血圧を前
   記期間を通じて監視できるようにした特許請求の範囲第
   (1)項記載の装置。
3. 【請求項３】前記後続測定の各々中において、前記カフ
   またはパッド手段は、患者が受ける圧力を最小とするた
   めに、患者の拡張期血圧のレベルよりわずかだけ高い最
   高レベルに維持される特許請求の範囲第(2)項記載の装
   置。
4. 【請求項４】前記初期測定および後続測定の各々中にお
   いて、前記カフまたはパッド手段は、これが周囲圧力よ
   り加圧されるにつれて前記種々な圧力レベルのうちの増
   大していくような圧力に相続いて維持されていき、それ
   から、その特定の測定によって必要とされる最も高い圧
   力レベルに達するときに、周囲圧力まで減圧される特許
   請求の範囲第(3)項記載の装置。
5. 【請求項５】前記測定の各々中に、前記カフまたはパッ
   ド手段は、周囲圧力からその最も高いレベルまで線形的
   に加圧される特許請求の範囲第(4)項記載の装置。
6. 【請求項６】前記初期測定および前記後続測定の各々中
   において、前記カフまたはパッド手段は、先ず、その特
   定の測定によって必要とされる最も高い圧力レベルまで
   加圧され、それから、そのカフまたはパッド手段が前記
   種々な圧力レベルのうちの減少していくような圧力に相
   続いて維持されていく間に、周囲圧力の方へ向かって減
   圧されていく特許請求の範囲第(3)項記載の装置。
7. 【請求項７】前記測定の各々中において、前記カフまた
   はパッド手段は、前記最も高いレベルから患者の拡張期
   血圧より丁度下のレべルまで線形的に減圧されていく特
   許請求の範囲第(6)項記載の装置。
8. 【請求項８】或る患者の収縮期血圧および拡張期血圧を
   含む或る種の血圧パラメータを得る装置において、 (a) 患者の適当な動脈付近の適切な部位に設置される
   血圧カフまたはパッド手段と、 (b) 患者の実際の血圧波形についての時刻ｔ_１、ｔ_２
   における選定した第１、第２の点のところで患者の予想
   収縮期血圧より下であるが、患者の予想血圧の上下のレ
   ベルを含む種々な圧力レベルに前記カフまたはパッド手
   段を置き、それによって、前記種々な圧力レベルにてカ
   フパルスを発生させる手段と、 (c) 前記カフパルスに応答して、患者の実際の血圧波
   形の拡張期下降時の時刻くｔ_１、ｔ_２を含む比較的幅の
   狭い第１、第２の時間間隔Δｔ_１、Δｔ_２の間、前記種
   々なカフ圧カレベルの各々におけるカフ圧力の変化ΔＰ
   を測定する手段と、 (d) 前記カフパルスおよび前記カフ圧力変化ΔＰに応
   答して、患者の収縮期血圧を与えるに充分な情報を発生
   する手段と、 (e) 前記情報に応答して患者の収縮期血圧を決定する
   手段と、 を備えることを特徴とする装置。