JPH067309A - 非観血的大動脈血流測定装置とその方法 - Google Patents
非観血的大動脈血流測定装置とその方法Info
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- JPH067309A JPH067309A JP5119145A JP11914593A JPH067309A JP H067309 A JPH067309 A JP H067309A JP 5119145 A JP5119145 A JP 5119145A JP 11914593 A JP11914593 A JP 11914593A JP H067309 A JPH067309 A JP H067309A
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Classifications
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/026—Measuring blood flow
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 非観血的大動脈血流測定装置とその方法を提
供する。 【構成】 本発明の装置および方法では、左右の鎖骨下
動脈間の血圧差に基づいて被験者の大動脈における血流
量が決定される。各鎖骨下動脈の血圧は、トノメトリッ
ク型血圧センサを利用して、被験者の左右の上肢の動脈
内の血圧を決定することによって非観血的に測定され
る。トノメトリック型血圧センサからの信号はまず、大
動脈からセンサ検出位置まで脈が伝播することによって
生じ得る圧力波形の歪みを補償するために等化処理され
る。さらに、ＤＣ成分の偏差が補正される。こうして加
工された血圧信号が相互に比較されて血圧差が決定され
る。血流量は、既知の圧力−流量関係に従って、その血
圧差に基づいて決定される。
供する。 【構成】 本発明の装置および方法では、左右の鎖骨下
動脈間の血圧差に基づいて被験者の大動脈における血流
量が決定される。各鎖骨下動脈の血圧は、トノメトリッ
ク型血圧センサを利用して、被験者の左右の上肢の動脈
内の血圧を決定することによって非観血的に測定され
る。トノメトリック型血圧センサからの信号はまず、大
動脈からセンサ検出位置まで脈が伝播することによって
生じ得る圧力波形の歪みを補償するために等化処理され
る。さらに、ＤＣ成分の偏差が補正される。こうして加
工された血圧信号が相互に比較されて血圧差が決定され
る。血流量は、既知の圧力−流量関係に従って、その血
圧差に基づいて決定される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、被験者の大動脈におけ
る血流量を非侵襲的ないし非観血的に測定する装置及び
方法に関し、特に、左右の鎖骨下動脈の血圧差を測定す
ることによって大動脈血流量を決定する方法及び装置に
関する。
る血流量を非侵襲的ないし非観血的に測定する装置及び
方法に関し、特に、左右の鎖骨下動脈の血圧差を測定す
ることによって大動脈血流量を決定する方法及び装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術とその課題】従来の流量測定装置および方
法として、大動脈血流量の測定を、異物としての“大丸
薬（bolus ）”を心臓の心室若しくは大動脈中に導入す
ることにより行う複数の技法がある。それらの技法にお
いては、“大丸薬”の移動が熱若しくは核（Ｘ線，γ
線）センサを用いてモニタされる。従って、それらの技
法は何れも被験者ないし患者の身体を侵襲するという重
大な問題点を有する。また、患者の身体に導入される上
記異物は通常無害なものであるが、患者によっては異常
な反応を示す場合がある。更に、この測定は通常“カテ
ーテル室（cath lab）”と呼ばれる相当高価な施設にお
いて行わなければならない。このように上記の技法によ
ると、熟達した心臓専門医を必要とする他に、費用が相
当に高くなる。
法として、大動脈血流量の測定を、異物としての“大丸
薬（bolus ）”を心臓の心室若しくは大動脈中に導入す
ることにより行う複数の技法がある。それらの技法にお
いては、“大丸薬”の移動が熱若しくは核（Ｘ線，γ
線）センサを用いてモニタされる。従って、それらの技
法は何れも被験者ないし患者の身体を侵襲するという重
大な問題点を有する。また、患者の身体に導入される上
記異物は通常無害なものであるが、患者によっては異常
な反応を示す場合がある。更に、この測定は通常“カテ
ーテル室（cath lab）”と呼ばれる相当高価な施設にお
いて行わなければならない。このように上記の技法によ
ると、熟達した心臓専門医を必要とする他に、費用が相
当に高くなる。
【０００３】また上記の装置および方法の代替的な装置
および方法として、超音波画像法を用いて大動脈におけ
る血流速度をグラフ化する技法が知られている。血流速
度グラフを積分することによって血流量を算出するので
ある。この技法は移動によるアーチファクトの影響を受
け易いという問題があるにもかかわらず、装置が極めて
大型となるために移動の影響を受け易く、従って通院患
者に装着したりあるいは手術中の患者に用いるのに不適
当である。またその装置は相当高価である。
および方法として、超音波画像法を用いて大動脈におけ
る血流速度をグラフ化する技法が知られている。血流速
度グラフを積分することによって血流量を算出するので
ある。この技法は移動によるアーチファクトの影響を受
け易いという問題があるにもかかわらず、装置が極めて
大型となるために移動の影響を受け易く、従って通院患
者に装着したりあるいは手術中の患者に用いるのに不適
当である。またその装置は相当高価である。
【０００４】本発明の主たる目的は、大動脈の血流量を
非観血的に測定することができる改良された方法および
装置を提供することである。本発明の第二の目的は、大
動脈の血流量を非観血的に測定し同時に血圧を測定する
ことである。本発明の第三の目的は、心拍出量を非観血
的に測定することである。本発明の第四の目的は、従来
の方法および装置よりも費用効率良く上記諸目的を達成
する方法および装置を提供することである。本発明の第
五の目的は、従来の方法および装置よりも移動によるア
ーチファクトの影響を受け難い方法および装置を提供す
ることである。本発明の第六の目的は、運動負荷試験等
において、血圧，心拍出量等の心臓血管系についての指
標を測定することができる改良された方法および装置を
提供することである。本発明の第七の目的は、治療のた
めに麻酔状態にある患者等の心拍出量を極めて容易に測
定することができる実用的な装置を提供することであ
る。
非観血的に測定することができる改良された方法および
装置を提供することである。本発明の第二の目的は、大
動脈の血流量を非観血的に測定し同時に血圧を測定する
ことである。本発明の第三の目的は、心拍出量を非観血
的に測定することである。本発明の第四の目的は、従来
の方法および装置よりも費用効率良く上記諸目的を達成
する方法および装置を提供することである。本発明の第
五の目的は、従来の方法および装置よりも移動によるア
ーチファクトの影響を受け難い方法および装置を提供す
ることである。本発明の第六の目的は、運動負荷試験等
において、血圧，心拍出量等の心臓血管系についての指
標を測定することができる改良された方法および装置を
提供することである。本発明の第七の目的は、治療のた
めに麻酔状態にある患者等の心拍出量を極めて容易に測
定することができる実用的な装置を提供することであ
る。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明方法の要旨とする
ところは、被験者の大動脈の血流量を非観血的に測定す
る方法であって、前記被験者の一方の鎖骨下動脈の第一
の血圧値を決定する工程と、その第一血圧値を表す第一
の血圧信号を出力する工程と、前記被験者の他方の鎖骨
下動脈の第二の血圧値を決定する工程と、その第二血圧
値を表す第２の血圧信号を出力する工程と、前記第一と
第二の血圧信号間のＤＣ偏差を除去する工程と、前記第
一と第二の血圧信号間の差を表す血圧差信号を出力する
工程と、前記血圧差信号に基づいて前記大動脈血流量を
表す血流量信号を出力する工程と、を含むことにある。
ところは、被験者の大動脈の血流量を非観血的に測定す
る方法であって、前記被験者の一方の鎖骨下動脈の第一
の血圧値を決定する工程と、その第一血圧値を表す第一
の血圧信号を出力する工程と、前記被験者の他方の鎖骨
下動脈の第二の血圧値を決定する工程と、その第二血圧
値を表す第２の血圧信号を出力する工程と、前記第一と
第二の血圧信号間のＤＣ偏差を除去する工程と、前記第
一と第二の血圧信号間の差を表す血圧差信号を出力する
工程と、前記血圧差信号に基づいて前記大動脈血流量を
表す血流量信号を出力する工程と、を含むことにある。
【０００６】また、本発明装置の要旨とするところは、
被験者の大動脈血流量を非観血的に測定する装置であっ
て、第一の血圧値を非観血的に測定して第一のセンサ信
号を出力する第一センサ手段と、第二の血圧値を非観血
的に測定して第二のセンサ信号を出力する第二センサ手
段と、前記第一と第二のセンサ信号に基づいて血流量信
号を出力する制御手段と、を含むことにある。
被験者の大動脈血流量を非観血的に測定する装置であっ
て、第一の血圧値を非観血的に測定して第一のセンサ信
号を出力する第一センサ手段と、第二の血圧値を非観血
的に測定して第二のセンサ信号を出力する第二センサ手
段と、前記第一と第二のセンサ信号に基づいて血流量信
号を出力する制御手段と、を含むことにある。
【０００７】
【作用および発明の効果】本発明は、従来の大動脈血流
量測定装置および方法の諸問題を解決するものである。
被験者の身体に侵襲を加えない完全に非観血的なもので
あって、装置は比較的小型、軽量で、かつ価格が低廉で
ある。本装置には被験者の例えば各手首に装着されるべ
き小型のセンサが含まれるが、胸部ないしその周辺に装
着されるべきセンサを何ら必要としない。従って、本発
明の方法及び装置によれば、患者が胸部の手術や心臓マ
ッサージを受けている最中であっても、その心拍出量を
リアルタイムでモニタすることができる。
量測定装置および方法の諸問題を解決するものである。
被験者の身体に侵襲を加えない完全に非観血的なもので
あって、装置は比較的小型、軽量で、かつ価格が低廉で
ある。本装置には被験者の例えば各手首に装着されるべ
き小型のセンサが含まれるが、胸部ないしその周辺に装
着されるべきセンサを何ら必要としない。従って、本発
明の方法及び装置によれば、患者が胸部の手術や心臓マ
ッサージを受けている最中であっても、その心拍出量を
リアルタイムでモニタすることができる。
【０００８】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面を参照しながら
詳細に説明する。なお、実施例の各要素には全図面を通
して共通の参照符号が付される。
詳細に説明する。なお、実施例の各要素には全図面を通
して共通の参照符号が付される。
【０００９】図１には、大動脈１０と右左の両鎖骨下動
脈１１，１２が図示されている。血液は心臓の左心室か
ら吐出された後、大動脈弓１０の近位側端１３に入る。
大動脈弓１０の遠位側端１４を流れる血液は患者２０の
両脚部及び胴部に向かう。図に示されているように、右
側鎖骨下動脈１１は左側鎖骨下動脈１２よりも大動脈弓
１０に関して約２〜３ｃｍだけ“上流側”に位置する。
従って大動脈１０のこの約２ｃｍの部分と両鎖骨下動脈
１１，１２とは毛細管（またはオリフィス）型流量計と
見ることができる。
脈１１，１２が図示されている。血液は心臓の左心室か
ら吐出された後、大動脈弓１０の近位側端１３に入る。
大動脈弓１０の遠位側端１４を流れる血液は患者２０の
両脚部及び胴部に向かう。図に示されているように、右
側鎖骨下動脈１１は左側鎖骨下動脈１２よりも大動脈弓
１０に関して約２〜３ｃｍだけ“上流側”に位置する。
従って大動脈１０のこの約２ｃｍの部分と両鎖骨下動脈
１１，１２とは毛細管（またはオリフィス）型流量計と
見ることができる。
【００１０】図２に示されるように、両鎖骨下動脈１
１，１２の血圧は、患者２０の両上肢２２，２２の動脈
上に装着された動脈血圧センサ２４，２４を用いて間接
的に測定される。それらの動脈は上腕動脈，橈骨動脈，
尺骨動脈の何れであっても良く、その他、指の動脈でも
良い。また、動脈血圧センサ２４，２４としては既存の
如何なるものを用いても良い。もっとも本実施例におい
ては、トノメータ型血圧センサ２４が各上肢２２の橈骨
動脈に適用される。両鎖骨下動脈１１，１２の圧力差は
大動脈弓１０における瞬間的な血流量と直接関係する。
従って、大動脈弓１０は毛細管型流量計の流量−圧力変
換器と見ることができる。この構成はオリフィス型流量
計により近いとの見方もできるが、何れにしても用語上
の問題でしかない。
１，１２の血圧は、患者２０の両上肢２２，２２の動脈
上に装着された動脈血圧センサ２４，２４を用いて間接
的に測定される。それらの動脈は上腕動脈，橈骨動脈，
尺骨動脈の何れであっても良く、その他、指の動脈でも
良い。また、動脈血圧センサ２４，２４としては既存の
如何なるものを用いても良い。もっとも本実施例におい
ては、トノメータ型血圧センサ２４が各上肢２２の橈骨
動脈に適用される。両鎖骨下動脈１１，１２の圧力差は
大動脈弓１０における瞬間的な血流量と直接関係する。
従って、大動脈弓１０は毛細管型流量計の流量−圧力変
換器と見ることができる。この構成はオリフィス型流量
計により近いとの見方もできるが、何れにしても用語上
の問題でしかない。
【００１１】図２には、本発明に従う大動脈血流測定装
置の実施例が概念的に示されている。動脈トノメータ血
圧センサ２４が患者の各手首に装着されて、左右の橈骨
動脈の血圧が測定される。トノメータ血圧測定手段の信
号処理プログラムで使用されるべき係数の決定や緊急時
の血圧測定、あるいはそれ以外の目的のために、血圧測
定用のカフ（図示しない）が患者２０の上肢２２，２２
の片方または両方に装着されてもよい。
置の実施例が概念的に示されている。動脈トノメータ血
圧センサ２４が患者の各手首に装着されて、左右の橈骨
動脈の血圧が測定される。トノメータ血圧測定手段の信
号処理プログラムで使用されるべき係数の決定や緊急時
の血圧測定、あるいはそれ以外の目的のために、血圧測
定用のカフ（図示しない）が患者２０の上肢２２，２２
の片方または両方に装着されてもよい。
【００１２】本実施例の装置には２つのセンサ制御手段
２６，２６が含まれる。各センサ制御手段２６には通常
１個ないし複数のマイクロプロセッサと“ＤＳＰチッ
プ”とが含まれ、それぞれが１つのトノメータ血圧セン
サ２４に接続されている。各センサ制御手段２６は、血
圧センサ２４からの信号を処理し、血圧センサ２４を患
者２０の手首上で橈骨動脈に対して位置決めし、血圧セ
ンサ２４を橈骨動脈に押し付ける押圧力を調節し、血圧
センサ２４からの信号に（必要に応じて）キャリブレー
ション（信号値−血圧値換算式）を適用して、対応する
橈骨動脈内の瞬間的な血圧値を表す血圧信号２６ａを出
力する。これらの機能は動脈トノメータ血圧測定法の分
野において既に良く知られており、例えば、米国特許第
４８３６２１３号や第４９８７９００号に開示されてい
る。
２６，２６が含まれる。各センサ制御手段２６には通常
１個ないし複数のマイクロプロセッサと“ＤＳＰチッ
プ”とが含まれ、それぞれが１つのトノメータ血圧セン
サ２４に接続されている。各センサ制御手段２６は、血
圧センサ２４からの信号を処理し、血圧センサ２４を患
者２０の手首上で橈骨動脈に対して位置決めし、血圧セ
ンサ２４を橈骨動脈に押し付ける押圧力を調節し、血圧
センサ２４からの信号に（必要に応じて）キャリブレー
ション（信号値−血圧値換算式）を適用して、対応する
橈骨動脈内の瞬間的な血圧値を表す血圧信号２６ａを出
力する。これらの機能は動脈トノメータ血圧測定法の分
野において既に良く知られており、例えば、米国特許第
４８３６２１３号や第４９８７９００号に開示されてい
る。
【００１３】図２に示されるように、各橈骨動脈血圧信
号２６ａは、最終的な表示に到る前に種々の処理に付さ
れる。先ず、各血圧信号２６ａはセンサ制御手段２６か
ら出力された後、対応する等化装置２８に送られる。各
等化装置２８は、右側または左側の鎖骨下動脈１１，１
２が大動脈弓１０から分岐する吻合部における血圧と、
それぞれ対応する橈骨動脈上の血圧センサ２４の位置に
おける血圧との間の伝達関数の逆関数を規定する。患者
２０の両上肢２２，２２の脈管構造は極めてよく似てい
るので、２つの等化装置２８，２８は一般には共通の伝
達関数を規定することになろうが、必ずしも同一である
必要はない。それらの伝達関数は患者一般を考慮した近
似であってもよいし、また、年齢，体重，その他の要素
に基づいて個々の患者に合わせて決定されたものであっ
てもよい。
号２６ａは、最終的な表示に到る前に種々の処理に付さ
れる。先ず、各血圧信号２６ａはセンサ制御手段２６か
ら出力された後、対応する等化装置２８に送られる。各
等化装置２８は、右側または左側の鎖骨下動脈１１，１
２が大動脈弓１０から分岐する吻合部における血圧と、
それぞれ対応する橈骨動脈上の血圧センサ２４の位置に
おける血圧との間の伝達関数の逆関数を規定する。患者
２０の両上肢２２，２２の脈管構造は極めてよく似てい
るので、２つの等化装置２８，２８は一般には共通の伝
達関数を規定することになろうが、必ずしも同一である
必要はない。それらの伝達関数は患者一般を考慮した近
似であってもよいし、また、年齢，体重，その他の要素
に基づいて個々の患者に合わせて決定されたものであっ
てもよい。
【００１４】各等化装置２８によって処理されて等化さ
れた信号（以下単に等化信号という）２８ａは、それぞ
れが対応する偏差補正装置３０に送られる態様と、一方
の等化信号２８ａのみが偏差補正装置３０に送られ他方
の等化信号２８ａは偏差補正装置３０を介することなく
直接差動増幅器３２に送られる態様とがある。偏差補正
装置３０（後に詳述する）は、両血圧センサ２４，２４
信号の間に生ずる“ＤＣ偏差”によって最終段階で血流
量信号に含まれることになるかもしれない僅かな誤差を
補正するものである。
れた信号（以下単に等化信号という）２８ａは、それぞ
れが対応する偏差補正装置３０に送られる態様と、一方
の等化信号２８ａのみが偏差補正装置３０に送られ他方
の等化信号２８ａは偏差補正装置３０を介することなく
直接差動増幅器３２に送られる態様とがある。偏差補正
装置３０（後に詳述する）は、両血圧センサ２４，２４
信号の間に生ずる“ＤＣ偏差”によって最終段階で血流
量信号に含まれることになるかもしれない僅かな誤差を
補正するものである。
【００１５】偏差補正装置３０または等化装置２８を出
た各信号は差動増幅器３２のそれぞれの入力端子に入
る。差動増幅器３２は２つの入力信号の間の差を増幅
し、増幅された差を示す血圧差信号３２ａを出力する。
血圧差信号３２ａが表す量は大動脈弓１０における瞬間
的な血流量に略比例する。
た各信号は差動増幅器３２のそれぞれの入力端子に入
る。差動増幅器３２は２つの入力信号の間の差を増幅
し、増幅された差を示す血圧差信号３２ａを出力する。
血圧差信号３２ａが表す量は大動脈弓１０における瞬間
的な血流量に略比例する。
【００１６】差動増幅器３２を出た血圧差信号３２ａ
は、圧力／流量変換装置３４に入る。圧力／流量変換装
置３４はマイクロプロセッサないし“ＤＳＰチップ”に
よって構成され得る。圧力／流量変換装置３４は、右側
と左側の両鎖骨下動脈１１，１２の間に位置する大動脈
弓１０の約２ｃｍの部分における血圧降下を示す血圧差
信号を、その約２ｃｍの部分における血液の瞬間的な流
量率（flow rate ）を示す流量信号に変換する。
は、圧力／流量変換装置３４に入る。圧力／流量変換装
置３４はマイクロプロセッサないし“ＤＳＰチップ”に
よって構成され得る。圧力／流量変換装置３４は、右側
と左側の両鎖骨下動脈１１，１２の間に位置する大動脈
弓１０の約２ｃｍの部分における血圧降下を示す血圧差
信号を、その約２ｃｍの部分における血液の瞬間的な流
量率（flow rate ）を示す流量信号に変換する。
【００１７】圧力／流量変換装置３４は流量計の分野に
おいては良く知られている。例えば、オリフィス型流量
計では、流量と圧力の関係は以下の式で表される。 ｑ＝Ｃ√（Ｐ1 −Ｐ2 ） ．．．（１） 但し、ｑは流量、Ｃは係数（与えられた流体と流量計と
から定まる値）、Ｐ2 は流量計の下流側の圧力、Ｐ1 は
流量計の上流側の圧力、である。
おいては良く知られている。例えば、オリフィス型流量
計では、流量と圧力の関係は以下の式で表される。 ｑ＝Ｃ√（Ｐ1 −Ｐ2 ） ．．．（１） 但し、ｑは流量、Ｃは係数（与えられた流体と流量計と
から定まる値）、Ｐ2 は流量計の下流側の圧力、Ｐ1 は
流量計の上流側の圧力、である。
【００１８】この型の流量計では、圧力／流量変換装置
３４は以下の式で表される作用のみを行う。 ｑ＝Ｃ√（ΔＰ） ．．．（２） 但し、ΔＰは圧力／流量変換装置３４の入力信号３２ａ
（＝Ｐ1 −Ｐ2 ）、である。
３４は以下の式で表される作用のみを行う。 ｑ＝Ｃ√（ΔＰ） ．．．（２） 但し、ΔＰは圧力／流量変換装置３４の入力信号３２ａ
（＝Ｐ1 −Ｐ2 ）、である。
【００１９】大動脈弓１０の実際の挙動は単純なオリフ
ィス型流量計よりももっと複雑なものであろうが、流量
と単調的かつ直接的に関係する圧力差に基づいて流量を
決定するという全体的な方法および手段において共通す
る。本発明はこの挙動を利用し、両鎖骨下動脈１１，１
２の間で容易に測定される圧力差から大動脈血流量を決
定するものである。
ィス型流量計よりももっと複雑なものであろうが、流量
と単調的かつ直接的に関係する圧力差に基づいて流量を
決定するという全体的な方法および手段において共通す
る。本発明はこの挙動を利用し、両鎖骨下動脈１１，１
２の間で容易に測定される圧力差から大動脈血流量を決
定するものである。
【００２０】流速が低い場合は、血流は層状となり、血
圧降下ΔＰは流量に直接比例する。この流れの状態はハ
ーゲン・ポワズイユの流れとして知られている。単位長
さ当たりの圧力の変化の割合ｄｐ／ｄｘは以下の式で表
される。 ｄｐ／ｄｘ＝−８μＶ／ｒ0 2 ．．．（３） 但し、Ｖは平均血流速度、μは血液の粘性度、ｒ0 は大
動脈１０の内側半径、である。
圧降下ΔＰは流量に直接比例する。この流れの状態はハ
ーゲン・ポワズイユの流れとして知られている。単位長
さ当たりの圧力の変化の割合ｄｐ／ｄｘは以下の式で表
される。 ｄｐ／ｄｘ＝−８μＶ／ｒ0 2 ．．．（３） 但し、Ｖは平均血流速度、μは血液の粘性度、ｒ0 は大
動脈１０の内側半径、である。
【００２１】式（３）は、長さΔｘの血管を通過する流
体によって発生する圧力差ΔＰについて、以下のように
書き直すことができる。 ΔＰ＝−８μＶΔｘ／ｒ0 2 ．．．（４） 大動脈１０の断面について積分して得られる血液流量率
ｑは、以下の式で表される。 ｑ＝πｒ0 2ρＶ ．．．（５） 但し、ρは血液の密度、である。
体によって発生する圧力差ΔＰについて、以下のように
書き直すことができる。 ΔＰ＝−８μＶΔｘ／ｒ0 2 ．．．（４） 大動脈１０の断面について積分して得られる血液流量率
ｑは、以下の式で表される。 ｑ＝πｒ0 2ρＶ ．．．（５） 但し、ρは血液の密度、である。
【００２２】ここで式（４）と式（５）からＶを消去
し、ｑについて整理すると、 ｑ＝（−ρπｒ0 4／８μΔｘ）ΔＰ ．．．（６） 従って、層状の血流の流量率ｑは血圧降下ΔＰに直接比
例し、その比例定数は個々の患者毎に略一定のパラメー
タのみで定まる。大動脈１０についてはΔｘは両鎖骨下
動脈１１，１２の分岐部の間の約２ｃｍの距離である。
式（６）で表される層流の関係式は、血流速度が比較的
低く、レイノルズ数Ｒｅが約１０００〜５０００程度ま
での場合にのみ成立する。図４に示された破線３８は式
（６）によって規定される層流領域を表す。
し、ｑについて整理すると、 ｑ＝（−ρπｒ0 4／８μΔｘ）ΔＰ ．．．（６） 従って、層状の血流の流量率ｑは血圧降下ΔＰに直接比
例し、その比例定数は個々の患者毎に略一定のパラメー
タのみで定まる。大動脈１０についてはΔｘは両鎖骨下
動脈１１，１２の分岐部の間の約２ｃｍの距離である。
式（６）で表される層流の関係式は、血流速度が比較的
低く、レイノルズ数Ｒｅが約１０００〜５０００程度ま
での場合にのみ成立する。図４に示された破線３８は式
（６）によって規定される層流領域を表す。
【００２３】他方、流速が比較的高い場合は、流れが乱
流となる。この流れの状態においては、摩擦係数ｆが、
大動脈壁の粗度によって決まる一定の値に漸近的に近づ
く。摩擦係数ｆは以下の式で表される。 ｆ＝ΔＰ／〔４（Ｌ／Ｄ）（ρＶ2 ／２）〕 ．．．（７） 但し、ΔＰは２つの測定点の間の圧力降下、ρは血液の
密度、Ｖは平均血流速度、Ｌは２つの測定点の間の距
離、Ｄは血管の直径、である。
流となる。この流れの状態においては、摩擦係数ｆが、
大動脈壁の粗度によって決まる一定の値に漸近的に近づ
く。摩擦係数ｆは以下の式で表される。 ｆ＝ΔＰ／〔４（Ｌ／Ｄ）（ρＶ2 ／２）〕 ．．．（７） 但し、ΔＰは２つの測定点の間の圧力降下、ρは血液の
密度、Ｖは平均血流速度、Ｌは２つの測定点の間の距
離、Ｄは血管の直径、である。
【００２４】これを平均血流速度について整理すると、 Ｖ2 ＝ΔＰ／〔２ρｆ（Ｌ／Ｄ）〕＝ΔＰｒ0 ／２ρｆΔＸ ．．．（８） ところで、式（５）をＶについて整理すると、 Ｖ＝ｑ／πｒ0 2ρ ．．．（９） ここで式（９）を式（８）に代入してｑについて整理す
ると、 ｑ2 ＝π2 ρｒ0 5ΔＰ／２ｆΔＸ ．．．（１０） これをｑについて解くと、 ｑ＝π√（ρｒ0 5／２ｆΔＸ）√（ΔＰ） ．．． （１１）
ると、 ｑ2 ＝π2 ρｒ0 5ΔＰ／２ｆΔＸ ．．．（１０） これをｑについて解くと、 ｑ＝π√（ρｒ0 5／２ｆΔＸ）√（ΔＰ） ．．． （１１）
【００２５】従って、乱流状態においては、流量率ｑが
圧力降下ΔＰの平方根に比例する。また、大動脈血流量
を測定する場合には、比例定数は個々の患者毎に略一定
のパラメータのみで定まる。図４の曲線４０は式（１
１）によって規定される乱流領域を表す。
圧力降下ΔＰの平方根に比例する。また、大動脈血流量
を測定する場合には、比例定数は個々の患者毎に略一定
のパラメータのみで定まる。図４の曲線４０は式（１
１）によって規定される乱流領域を表す。
【００２６】図４の破線３８で示されるように、低速の
層流状態においては流量率はΔＰに比例し、その比例定
数はρπｒ0 4／８μΔＸである。また、同図の曲線４０
で示されるように、高速の乱流状態における流量率はΔ
Ｐの平方根に比例し、その比例定数はπ（ρｒ0 5／２ｆ
ΔＸ）1/2 である。そして流速がこれら２つの領域の中
間の大きさの領域では、図の曲線３６で示されるよう
に、その挙動は層流状態と乱流状態の中間的なものとな
る。ここで重要なことは、流量率と鎖骨下動脈血圧差Δ
Ｐとの関係が殆ど固定的でしかも単調な関係にあること
である。
層流状態においては流量率はΔＰに比例し、その比例定
数はρπｒ0 4／８μΔＸである。また、同図の曲線４０
で示されるように、高速の乱流状態における流量率はΔ
Ｐの平方根に比例し、その比例定数はπ（ρｒ0 5／２ｆ
ΔＸ）1/2 である。そして流速がこれら２つの領域の中
間の大きさの領域では、図の曲線３６で示されるよう
に、その挙動は層流状態と乱流状態の中間的なものとな
る。ここで重要なことは、流量率と鎖骨下動脈血圧差Δ
Ｐとの関係が殆ど固定的でしかも単調な関係にあること
である。
【００２７】図４に示される大動脈血圧−流量曲線３６
の実際の正確な形状を決定することは、前記の層流と乱
流状態の破線３８，曲線４０が機械的に得られたように
は容易ではない。そこで、患者等の生体，死体，若しく
は死体を基に想定された物理モデルの何れかを使って、
流量率ｑと血圧降下ΔＰの関係を実際に測定することが
早道となる。一定範囲の種々の体形と大きさを持った複
数の人体について流量率ｑと血圧降下ΔＰの関係を測定
して、その情報を本発明の装置で利用することにより、
相当良い精度で患者の血流量を決定することができる。
の実際の正確な形状を決定することは、前記の層流と乱
流状態の破線３８，曲線４０が機械的に得られたように
は容易ではない。そこで、患者等の生体，死体，若しく
は死体を基に想定された物理モデルの何れかを使って、
流量率ｑと血圧降下ΔＰの関係を実際に測定することが
早道となる。一定範囲の種々の体形と大きさを持った複
数の人体について流量率ｑと血圧降下ΔＰの関係を測定
して、その情報を本発明の装置で利用することにより、
相当良い精度で患者の血流量を決定することができる。
【００２８】このようにすれば、個々の患者毎に精確な
流量率ｑ−血圧降下ΔＰ関係を決定する必要がなく、予
め決定され記憶されたｑ−ΔＰ関係曲線を利用すればよ
いことになる。こうしてあらゆる患者のためのｑ−ΔＰ
関係曲線が圧力／流量変換装置３４に備えられる。具体
的には既存の如何なる手段を用いてもよいが、例えば、
記憶手段に記憶された一覧表から個々の患者に適したｑ
−ΔＰ関係曲線を選択する態様とすることができる。
流量率ｑ−血圧降下ΔＰ関係を決定する必要がなく、予
め決定され記憶されたｑ−ΔＰ関係曲線を利用すればよ
いことになる。こうしてあらゆる患者のためのｑ−ΔＰ
関係曲線が圧力／流量変換装置３４に備えられる。具体
的には既存の如何なる手段を用いてもよいが、例えば、
記憶手段に記憶された一覧表から個々の患者に適したｑ
−ΔＰ関係曲線を選択する態様とすることができる。
【００２９】ところで、流体の通過する管が湾曲してい
る場合にはその補正が必要である。実際に大動脈１０は
曲がっているから、分析的手法によって理想的なｑ−Δ
Ｐ関係を導き出そうとすればそのような補正を考慮すべ
きことになる。
る場合にはその補正が必要である。実際に大動脈１０は
曲がっているから、分析的手法によって理想的なｑ−Δ
Ｐ関係を導き出そうとすればそのような補正を考慮すべ
きことになる。
【００３０】本発明の大動脈流量測定法で重要なこと
は、測定精度が２つの大きな信号、すなわち、等化処理
され補正された左右の血圧信号間の（比較的小さな）差
に依存することである。何れか一方の血圧信号の小さな
（パーセンテージの）誤差が血流量の決定の段階では比
較的大きな誤差となるからである。トノメトリック式血
圧測定には小さな誤差を生じさせる種々の原因が知られ
ている。従って、偏差補正装置３０を採用しない場合に
は、そのような小さな誤差が大動脈血流量の測定値に受
け入れ難い程に大きな誤差を含ませることになるであろ
う。このように偏差補正装置３０は本測定装置の精度に
重大な影響を及ぼす。
は、測定精度が２つの大きな信号、すなわち、等化処理
され補正された左右の血圧信号間の（比較的小さな）差
に依存することである。何れか一方の血圧信号の小さな
（パーセンテージの）誤差が血流量の決定の段階では比
較的大きな誤差となるからである。トノメトリック式血
圧測定には小さな誤差を生じさせる種々の原因が知られ
ている。従って、偏差補正装置３０を採用しない場合に
は、そのような小さな誤差が大動脈血流量の測定値に受
け入れ難い程に大きな誤差を含ませることになるであろ
う。このように偏差補正装置３０は本測定装置の精度に
重大な影響を及ぼす。
【００３１】激しい運動中のような特殊な状況を除い
て、大動脈の血流量は極めて脈動的に変化し、心臓サイ
クルの最終部分（すなわち、左心室の収縮の直前）では
ほとんどゼロにまで降下する。この挙動を利用すること
により、偏差補正装置３０を用いて血圧センサ２４の信
号を補正する。心臓サイクルの血流量ゼロ部分では、両
鎖骨下動脈１１，１２の血圧が略等しくなるから、その
血圧差は略ゼロに等しくなるはずである。
て、大動脈の血流量は極めて脈動的に変化し、心臓サイ
クルの最終部分（すなわち、左心室の収縮の直前）では
ほとんどゼロにまで降下する。この挙動を利用すること
により、偏差補正装置３０を用いて血圧センサ２４の信
号を補正する。心臓サイクルの血流量ゼロ部分では、両
鎖骨下動脈１１，１２の血圧が略等しくなるから、その
血圧差は略ゼロに等しくなるはずである。
【００３２】図２に示されるように、２つの偏差補正装
置３０，３０の中の一方は省略することができる。２つ
の偏差補正装置３０，３０を使用するのが普通である
が、大抵の場合に一方の偏差補正装置３０のみで十分で
ある。１つの偏差補正装置３０のみを使用する場合は、
偏差補正装置３０を備えない側の等化装置２８を出た等
化信号２８ａは直接差動増幅器３２に送られる。図２の
実施例は、１つの偏差補正装置３０が左側鎖骨下動脈血
圧信号を送る側のラインに設けられた場合を示してい
る。
置３０，３０の中の一方は省略することができる。２つ
の偏差補正装置３０，３０を使用するのが普通である
が、大抵の場合に一方の偏差補正装置３０のみで十分で
ある。１つの偏差補正装置３０のみを使用する場合は、
偏差補正装置３０を備えない側の等化装置２８を出た等
化信号２８ａは直接差動増幅器３２に送られる。図２の
実施例は、１つの偏差補正装置３０が左側鎖骨下動脈血
圧信号を送る側のラインに設けられた場合を示してい
る。
【００３３】各センサ制御手段２６は入力した橈骨動脈
血圧波形信号上で最低血圧値点及び最高血圧値点を決定
する。それらの血圧値点を特定するアルゴリズムは既に
良く知られている。決定されたそれらの点に基づいて、
各センサ制御手段２６はタイミング信号２６ｂを出力す
る。タイミング信号２６ｂは心臓サイクルの流量ゼロ部
分の発生を示すものである。例えば、心臓サイクルの周
期の移動平均をｔa で表し、心臓サイクルが右側橈骨動
脈血圧波形の最高血圧値点ｔから開始するものとする
と、心臓サイクルの流量ゼロの部分を特定するためのア
ルゴリズムの一つとして、この流量ゼロ部分をｔ−０．
８ｔa で開始させ、最低血圧値点の手前４ｍｓで終了さ
せる態様を採用することができる。このアルゴリズムは
好ましい一例であるが、本発明の趣旨を逸脱しない範囲
で他のアルゴリズムとすることもできる。
血圧波形信号上で最低血圧値点及び最高血圧値点を決定
する。それらの血圧値点を特定するアルゴリズムは既に
良く知られている。決定されたそれらの点に基づいて、
各センサ制御手段２６はタイミング信号２６ｂを出力す
る。タイミング信号２６ｂは心臓サイクルの流量ゼロ部
分の発生を示すものである。例えば、心臓サイクルの周
期の移動平均をｔa で表し、心臓サイクルが右側橈骨動
脈血圧波形の最高血圧値点ｔから開始するものとする
と、心臓サイクルの流量ゼロの部分を特定するためのア
ルゴリズムの一つとして、この流量ゼロ部分をｔ−０．
８ｔa で開始させ、最低血圧値点の手前４ｍｓで終了さ
せる態様を採用することができる。このアルゴリズムは
好ましい一例であるが、本発明の趣旨を逸脱しない範囲
で他のアルゴリズムとすることもできる。
【００３４】各センサ制御手段２６から出力されたタイ
ミング信号２６ｂは偏差補正装置３０に送られる。各偏
差補正装置３０は反対側の上肢からのタイミング信号２
６ｂを利用することが望ましい。すなわち、第一の偏差
補正装置３０は第二の側のタイミング信号２６ｂを利用
し、第二の偏差補正装置３０（備えている場合のみ）は
上記第一の側のタイミング信号２６ｂを利用するのであ
る。もっとも、各偏差補正装置３０が同じ側の上肢から
のタイミング信号２６ｂを利用してもよいし、また、両
方の上肢からのタイミング信号２６ｂを同時に利用して
もよい。
ミング信号２６ｂは偏差補正装置３０に送られる。各偏
差補正装置３０は反対側の上肢からのタイミング信号２
６ｂを利用することが望ましい。すなわち、第一の偏差
補正装置３０は第二の側のタイミング信号２６ｂを利用
し、第二の偏差補正装置３０（備えている場合のみ）は
上記第一の側のタイミング信号２６ｂを利用するのであ
る。もっとも、各偏差補正装置３０が同じ側の上肢から
のタイミング信号２６ｂを利用してもよいし、また、両
方の上肢からのタイミング信号２６ｂを同時に利用して
もよい。
【００３５】偏差補正装置３０には第二の入力として、
差動増幅器３２から出力された増幅信号３２ａが送られ
る。差動増幅器３２の出力信号３２ａは心臓サイクルの
血流量ゼロ部分では大きさがゼロとなるはずである。こ
の出力値ゼロの状態は偏差補正装置３０の以下に説明す
る作動によって達成される。
差動増幅器３２から出力された増幅信号３２ａが送られ
る。差動増幅器３２の出力信号３２ａは心臓サイクルの
血流量ゼロ部分では大きさがゼロとなるはずである。こ
の出力値ゼロの状態は偏差補正装置３０の以下に説明す
る作動によって達成される。
【００３６】この偏差補正装置３０の作動は図３を参照
することによって容易に理解することができる。図には
偏差補正装置３０の内部構成要素が示されている。差動
増幅器３２から出力された増幅信号３２ａは先ず積分回
路３０２に入る。この積分回路３０２は従来知られた態
様でタイミング信号２６ｂによって制御される。すなわ
ち、積分回路３０２の出力は心臓サイクルの流量ゼロの
期間の開始直前にゼロにリセットされ、タイミング信号
２６ｂによって特定される流量ゼロ期間の間、積分回路
３０２は増幅信号３２ａの積分を続け、その積分値に等
しい信号を出力する。そして流量ゼロ期間が終了する
と、積分回路３０２は入力信号３２ａの積分を中止す
る。こうしてその出力信号はそのレべルで“固定”され
る。このような積分回路３０２は当技術分野において周
知のものである。
することによって容易に理解することができる。図には
偏差補正装置３０の内部構成要素が示されている。差動
増幅器３２から出力された増幅信号３２ａは先ず積分回
路３０２に入る。この積分回路３０２は従来知られた態
様でタイミング信号２６ｂによって制御される。すなわ
ち、積分回路３０２の出力は心臓サイクルの流量ゼロの
期間の開始直前にゼロにリセットされ、タイミング信号
２６ｂによって特定される流量ゼロ期間の間、積分回路
３０２は増幅信号３２ａの積分を続け、その積分値に等
しい信号を出力する。そして流量ゼロ期間が終了する
と、積分回路３０２は入力信号３２ａの積分を中止す
る。こうしてその出力信号はそのレべルで“固定”され
る。このような積分回路３０２は当技術分野において周
知のものである。
【００３７】積分回路３０２の出力は三状態比較器３０
４に入る。三状態比較器３０４は、閾電圧をｄとしたと
きに、入力信号値がｄ以上の場合と、−ｄ以下の場合
と、−ｄより大きくかつｄより小さい場合の３通りの場
合に対応して３種類の状態を取り得る。本実施例におい
ては、ｄは例えば０．０１ｍｍＨｇという極めて小さな
圧力値が選択される。三状態比較器３０４の出力信号は
図３の論理回路３０６に入る。論理回路３０６に入る第
二の入力信号はタイミング信号２６ｂである。論理回路
３０６の出力信号はデジタル／アナログ変換器（ＤＡ
Ｃ）３０８に送られる。
４に入る。三状態比較器３０４は、閾電圧をｄとしたと
きに、入力信号値がｄ以上の場合と、−ｄ以下の場合
と、−ｄより大きくかつｄより小さい場合の３通りの場
合に対応して３種類の状態を取り得る。本実施例におい
ては、ｄは例えば０．０１ｍｍＨｇという極めて小さな
圧力値が選択される。三状態比較器３０４の出力信号は
図３の論理回路３０６に入る。論理回路３０６に入る第
二の入力信号はタイミング信号２６ｂである。論理回路
３０６の出力信号はデジタル／アナログ変換器（ＤＡ
Ｃ）３０８に送られる。
【００３８】心臓サイクルの流量ゼロ期間の終了後直ち
に、論理回路３０６が作動を開始する。すなわち、論理
回路３０６は三状態比較器３０４の出力信号を読むこと
によってその状態を特定する。そして特定された状態に
対応して、論理回路３０６は以下の三種類の作用の中の
一つを実行する。 １）三状態比較器３０４が、積分信号がｄより大きいか
またはそれに等しいことを示している場合は、論理回路
３０６の出力値を１だけ増加させる。 ２）三状態比較器３０４が、積分信号が−ｄより小さい
かまたはそれに等しいことを示している場合は、論理回
路３０６の出力値を１だけ減少させる。 ３）三状態比較器３０４が、積分信号がｄと−ｄの間で
あることを示している場合は、論理回路３０６の出力値
を変化させない。
に、論理回路３０６が作動を開始する。すなわち、論理
回路３０６は三状態比較器３０４の出力信号を読むこと
によってその状態を特定する。そして特定された状態に
対応して、論理回路３０６は以下の三種類の作用の中の
一つを実行する。 １）三状態比較器３０４が、積分信号がｄより大きいか
またはそれに等しいことを示している場合は、論理回路
３０６の出力値を１だけ増加させる。 ２）三状態比較器３０４が、積分信号が−ｄより小さい
かまたはそれに等しいことを示している場合は、論理回
路３０６の出力値を１だけ減少させる。 ３）三状態比較器３０４が、積分信号がｄと−ｄの間で
あることを示している場合は、論理回路３０６の出力値
を変化させない。
【００３９】図３に示すように、ＤＡＣ３０８の出力信
号の電圧値は、偏差補正装置３０への入力信号である等
化信号２８ａの電圧値に加算される。図３の例では、等
化信号２８ａは患者２０に関して左側の等化装置２８か
らの出力信号である。加算された信号は緩衝増幅器３１
０によって緩衝されて、偏差補正装置３０の出力信号３
０ａとなる。
号の電圧値は、偏差補正装置３０への入力信号である等
化信号２８ａの電圧値に加算される。図３の例では、等
化信号２８ａは患者２０に関して左側の等化装置２８か
らの出力信号である。加算された信号は緩衝増幅器３１
０によって緩衝されて、偏差補正装置３０の出力信号３
０ａとなる。
【００４０】図２と図３および以上の記載から理解され
るように、偏差補正装置３０は、心臓サイクルの流量ゼ
ロ期間中は血圧差信号３２ａの電圧が確実に略ゼロとな
るようにＤＡＣ３０８の出力信号の電圧値を調節する。
通常、偏差補正装置３０によって補正された信号がこの
状態に“収束”するには、本血流量測定装置が患者に装
着されて作動を開始させた後数秒〜数分が必要である。
しかし、“収束”後は比較的安定となる。
るように、偏差補正装置３０は、心臓サイクルの流量ゼ
ロ期間中は血圧差信号３２ａの電圧が確実に略ゼロとな
るようにＤＡＣ３０８の出力信号の電圧値を調節する。
通常、偏差補正装置３０によって補正された信号がこの
状態に“収束”するには、本血流量測定装置が患者に装
着されて作動を開始させた後数秒〜数分が必要である。
しかし、“収束”後は比較的安定となる。
【００４１】上記の偏差補正装置３０の構成は単なる一
例であって、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で他の構成
を採用することができる。また、２つの偏差補正装置を
採用する場合の第二の偏差補正装置は、上記第一の偏差
補正装置３０と全く同一とはならないものの、そのよう
な構成に大体従ったものとなる。
例であって、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で他の構成
を採用することができる。また、２つの偏差補正装置を
採用する場合の第二の偏差補正装置は、上記第一の偏差
補正装置３０と全く同一とはならないものの、そのよう
な構成に大体従ったものとなる。
【００４２】図２に示される本発明の大動脈血流量測定
装置はフィードバック制御システムを採用しており、こ
のシステムは既に制御システム論の実践家たちによって
広く研究されてきているので、本測定装置の作動および
設計に関して多くの変更が可能なことが当業者に明らか
である。例えば、本装置の上記“収束”に必要な時間
は、論理回路３０６と三状態比較器３０４を、論理回路
３０６の出力が積分回路３０２の出力の電圧値に比例す
る量で調節されるように変更することによって、大幅に
短縮することができる。
装置はフィードバック制御システムを採用しており、こ
のシステムは既に制御システム論の実践家たちによって
広く研究されてきているので、本測定装置の作動および
設計に関して多くの変更が可能なことが当業者に明らか
である。例えば、本装置の上記“収束”に必要な時間
は、論理回路３０６と三状態比較器３０４を、論理回路
３０６の出力が積分回路３０２の出力の電圧値に比例す
る量で調節されるように変更することによって、大幅に
短縮することができる。
【００４３】図２および図３の大動脈血流量測定装置に
おいては、血圧信号２６ａ，等化信号２８ａ，補正信号
３０ａ，血流量信号等を表すために広くアナログ電圧が
使用されている。しかし、本実施例における機能および
信号の全てを１つ以上のデジタルコンピュータないしマ
イクロプロセッサを使用して処理することが可能であ
る。そのようなデジタル処理態様も本発明の範囲内にあ
る。
おいては、血圧信号２６ａ，等化信号２８ａ，補正信号
３０ａ，血流量信号等を表すために広くアナログ電圧が
使用されている。しかし、本実施例における機能および
信号の全てを１つ以上のデジタルコンピュータないしマ
イクロプロセッサを使用して処理することが可能であ
る。そのようなデジタル処理態様も本発明の範囲内にあ
る。
【００４４】本測定装置のより望ましい作動態様とし
て、２つのトノメータ血圧センサ２４，２４の“ゲイ
ン”を、それぞれ対応するセンサ制御手段２６による修
正（必要な場合）によって近似的に等しくすべきことを
挙げることができる。従って、２つの血圧センサ２４，
２４は可能な限り両上肢２２上の対応する位置に装着す
ることが望ましい。更に、“カフによるキャリブレーシ
ョン（信号値−血圧値換算式の決定とその補正）”を行
う場合には、ゲインの調節は２つの血圧センサ２４，２
４に等しく適用すべきである。
て、２つのトノメータ血圧センサ２４，２４の“ゲイ
ン”を、それぞれ対応するセンサ制御手段２６による修
正（必要な場合）によって近似的に等しくすべきことを
挙げることができる。従って、２つの血圧センサ２４，
２４は可能な限り両上肢２２上の対応する位置に装着す
ることが望ましい。更に、“カフによるキャリブレーシ
ョン（信号値−血圧値換算式の決定とその補正）”を行
う場合には、ゲインの調節は２つの血圧センサ２４，２
４に等しく適用すべきである。
【００４５】以上本発明の実施例を詳細に説明したが、
本発明は上記の記載に何ら限定されるものではなく、本
発明の趣旨を逸脱しない範囲で当業者が容易に想到する
種々の修正、変更、改良をも含むものである。
本発明は上記の記載に何ら限定されるものではなく、本
発明の趣旨を逸脱しない範囲で当業者が容易に想到する
種々の修正、変更、改良をも含むものである。
【図１】大動脈の腹側図である。
【図２】本発明の大動脈血流測定装置の略図である。
【図３】図２の装置の偏差補正装置の略図である。
【図４】図２の装置で利用される圧力−流量関係を示す
グラフである。
グラフである。
２４，２４ トノメータ型血圧センサ ２６，２６ センサ制御装置 ２８，２８ 等化装置 ３０，３０ 偏差補正装置 ３２ 比較増幅器 ３４ 圧力／流量変換装置 ３０２ 積分回路 ３０４ 三状態比較器 ３０６ 論理回路 ３０８ Ｄ／Ａ変換器 ３１０ 緩衝増幅器
Claims (31)
- 【請求項１】 被験者の大動脈の血流量を非観血的に測
定する方法であって、 前記被験者の一方の鎖骨下動脈の第一の血圧値を決定す
る工程と、 前記第一血圧値を表す第一の血圧信号を出力する工程
と、 前記被験者の他方の鎖骨下動脈の第二の血圧値を決定す
る工程と、 前記第二血圧値を表す第二の血圧信号を出力する工程
と、 前記第一と第二の血圧信号間のＤＣ偏差を除去する工程
と、 前記第一と第二の血圧信号間の差を表す血圧差信号を出
力する工程と、 前記血圧差信号に基づいて前記大動脈血流量を表す血流
量信号を出力する工程とを含むことを特徴とする方法。 - 【請求項２】 前記第一と第二の血圧値を決定する工程
が、 前記被験者の一方の上肢の動脈から前記第一血圧値を決
定する工程と、 前記被験者の他方の上肢の対応する動脈から前記第二血
圧値を決定する工程と、 前記第一と第二の血圧値を等化処理する工程とを含む請
求項１の方法。 - 【請求項３】 前記各上肢の前記動脈が上腕動脈，橈骨
動脈，尺骨動脈，指動脈の中の一つである請求項２の方
法。 - 【請求項４】 前記各上肢の前記動脈が橈骨動脈である
請求項３の方法。 - 【請求項５】 前記第一と第二の血圧値をそれぞれ第一
と第二のトノメトリック型動脈血圧センサを使用して測
定する請求項２の方法。 - 【請求項６】 さらに、前記トノメトリック式血圧測定
のために少なくとも１つのカフを使用してキャリブレー
ト（血圧換算式を決定及び補正）する工程を含む請求項
５の方法。 - 【請求項７】 前記第一と第二の血圧信号を等化処理す
る工程が、 前記第一血圧信号についての第一の伝達関数と前記第二
血圧信号についての第二の伝達関数とを決定する工程
と、 前記第一血圧信号を前記第一伝達関数に基づいて等化処
理する工程と、 前記第二血圧信号を前記第二伝達関数に基づいて等化処
理する工程とを含む請求項２の方法。 - 【請求項８】 前記第一と第二の伝達関数を、一般の被
験者についての事前の測定結果に基づいて決定する請求
項７の方法。 - 【請求項９】 前記第一と第二の伝達関数を、前記被験
者の年齢，身長，性別，体重の中の少なくとも一つに基
づいて選択する請求項７の方法。 - 【請求項１０】 前記ＤＣ偏差を除去する工程が、 前記第一血圧信号の第一の最低血圧値点と第一の最高血
圧値点とを決定する工程と、 前記第一の最低および最高血圧値点に基づいて前記第一
血圧信号の第一の血流量ゼロ期間を決定する工程と、 前記第一の血流量ゼロ期間の間における前記血圧差信号
の第一の平均値を決定する工程と、 前記血圧差信号の第一の平均値に基づいて前記第一血圧
信号を補正する工程とを含む請求項１の方法。 - 【請求項１１】 さらに、 前記第一の血流量ゼロ期間について前記血圧差信号を積
分して積分信号を出力する工程と、 前記第一の血流量ゼロ期間の終了時点における前記積分
信号の値を保持する工程と、 前記積分信号の保持された値に基づいて比較結果を出力
する工程と、 前記比較結果に基づいて偏差信号を補正する工程と、 前記補正された偏差信号を前記第一血圧信号に加算する
工程とを含む請求項１０の方法。 - 【請求項１２】 さらに、 前記第二血圧信号の第二の最低血圧値点と第二の最高血
圧値点とを決定する工程と、 前記第二の最低および最高血圧値点に基づいて前記第二
血圧信号の第二の血流量ゼロ期間を決定する工程と、 前記第二の血流量ゼロ期間の間における前記血圧差信号
の第二の平均値を決定する工程と、 前記血圧差信号の第二の平均値に基づいて前記第二血圧
信号を補正する工程とを含む請求項１０の方法。 - 【請求項１３】 さらに、 前記第二の血流量ゼロ期間について前記血圧差信号を積
分して積分信号を出力する工程と、 前記第二の血流量ゼロ期間の終了時点における前記積分
信号の値を保持する工程と、 前記積分信号の保持された値に基づいて比較結果を出力
する工程と、 前記比較結果に基づいて偏差信号を補正する工程と、 前記補正された偏差信号を前記第二血圧信号に加算する
工程とを含む請求項１２の方法。 - 【請求項１４】 前記血流量信号を出力する工程が、 前記圧力差信号と前記血流量の間の圧力−流量関係を予
め決定する工程と、 前記圧力差信号と前記圧力−流量関係とに基づいて前記
血流量信号を出力する工程とを含む請求項１の方法。 - 【請求項１５】 前記圧力−流量関係が、層流領域と，
乱流領域と，それらの中間の領域とを含む請求項１４の
方法。 - 【請求項１６】 前記圧力−流量関係の前記層流領域
が、以下に示す関係式で表される、 ｑ＝（−ρπｒ0 4／８μΔｘ）ΔＰ 但し、ｑは前記血流量を示す血流量率信号、 ΔＰは前記血圧差信号、 ρは血液の密度、 ｒ0 は前記大動脈の内側半径、 μは血液の粘性度、 Δｘは前記各鎖骨下動脈と前記大動脈との分岐部の間の
距離 である請求項１５の方法。 - 【請求項１７】 前記圧力−流量関係の前記乱流領域
が、以下に示す関係式で表される、 ｑ＝π（ρｒ0 5／２ｆΔｘ）1/2 ΔＰ1/2 但し、ｑは前記血流量を示す血流量率信号、 ρは血液の密度、 ｆは摩擦係数、 ΔＰは前記血圧差信号、 ｒ0 は前記大動脈の内側半径、 Δｘは前記各鎖骨下動脈と前記大動脈との分岐部の間の
距離 である請求項１５の方法。 - 【請求項１８】 被験者の大動脈の血流量を非観血的に
測定する装置であって、 第一の血圧値を非観血的に測定して第一のセンサ信号を
出力する第一センサ手段と、 第二の血圧値を非観血的に測定して第二のセンサ信号を
出力する第二センサ手段と、 前記第一と第二のセンサ信号に基づいて血流量信号を出
力する制御手段とを含むことを特徴とする装置。 - 【請求項１９】 前記第一と第二のセンサ手段がそれぞ
れトノメトリック型動脈血圧センサを含む請求項１８の
装置。 - 【請求項２０】 前記第一と第二のセンサ手段が、前記
被験者の一方の上肢の動脈と他方の上肢の対応する動脈
とからそれぞれ前記第一と第二の血圧値を測定する請求
項１８の装置。 - 【請求項２１】 前記各動脈が、上腕動脈，橈骨動脈，
尺骨動脈，指動脈の中の一つである請求項２０の装置。 - 【請求項２２】 前記第一と第二の血圧値がそれぞれ前
記被験者の一方の鎖骨下動脈と他方の鎖骨下動脈の血圧
を示す請求項２０の装置。 - 【請求項２３】 前記第一センサ手段が、前記第一セン
サ信号を出力する第一センサと、その第一センサに接続
されてその第一センサを制御し、その第一センサ信号に
基づいて第一の血圧信号を出力し、かつ、その第一血圧
信号に基づいて第一のタイミング信号を出力する第一セ
ンサコントローラとを含み、 前記第二センサ手段が、前記第二センサ信号を出力する
第二センサと、その第二センサに接続されてその第二セ
ンサを制御し、その第二センサ信号に基づいて第二の血
圧信号を出力し、かつ、その第二血圧信号に基づいて第
二のタイミング信号を出力する第二センサコントローラ
とを含み、 前記制御手段が、 前記第一センサコントローラに接続されて前記第一血圧
信号に基づいて第一の等化処理された信号を出力する第
一等化手段と、 前記第二センサコントローラに接続されて前記第二血圧
信号に基づいて第二の等化処理された信号を出力する第
二等化手段と、 前記第一と第二のセンサコントローラの中の少なくとも
一方と前記第一等化手段とに接続され、前記第一と第二
のタイミング信号の少なくとも一方に基づいて、前記第
一の等化処理された信号からＤＣ偏差を除去することに
よって第一の補正された信号を出力する第一偏差補正手
段とを含む請求項１８の装置。 - 【請求項２４】 前記第一と第二の等化手段がそれぞ
れ、第一と第二の伝達関数を利用することにより、前記
第一と第二の血圧信号に基づいて前記第一と第二の等化
処理された信号を出力する請求項２３の装置。 - 【請求項２５】 前記第一と第二の伝達関数が、一般の
被験者についての事前の測定結果に基づいて決定される
請求項２４の装置。 - 【請求項２６】 前記第一と第二の伝達関数が、前記被
検者の年齢，身長，性別，体重の中の少なくとも一つに
基づいて決定される請求項２４の装置。 - 【請求項２７】 前記制御手段が、さらに、 前記第一偏差補正手段と前記第二等化手段とに接続さ
れ、前記第一の補正された信号と前記第二の等化処理さ
れた信号とに基づいて血圧差信号を出力する血圧差信号
発生手段と、 前記血圧差信号を前記血流量信号に変換する圧力−流量
変換手段とを含む請求項２３の装置。 - 【請求項２８】 前記第一偏差補正手段が、前記第一と
第二のセンサコントローラの中の少なくとも一方と前記
第一等化手段と前記血圧差信号発生手段とに接続され、
かつ、 前記第一と第二のタイミング信号の中の少なくとも一方
と前記血圧差信号とに基づいて積分信号を出力し、その
積分信号の最終値を保持する積分手段と、 前記積分信号の最終値と所定の閾値とを比較して比較結
果信号を出力する比較手段と、 前記比較結果信号に基づいて偏差信号を出力する論理手
段と、 前記偏差信号と前記第一の等化処理された信号とを加算
して前記第一の補正された信号を出力する手段とを含む
請求項２７の装置。 - 【請求項２９】 前記圧力−流量変換手段が、所定の圧
力−流量関係に基づいて、前記血圧差信号を前記血流量
信号に変換する請求項２７の装置。 - 【請求項３０】 前記制御手段が、さらに、 前記第一と第二のセンサコントローラの中の少なくとも
一方と前記第二等化手段とに接続され、前記第一と第二
のタイミング信号の中の少なくとも一方に基づき、前記
第二の等化処理された信号からＤＣ偏差を除去すること
によって第二の補正された信号を出力する第二偏差補正
手段と前記第一と第二の偏差補正手段に接続され、前記
第一と第二の補正された信号に基づいて血圧差信号を出
力する血圧差信号発生手段と、 前記血圧差信号を前記血流量信号に変換する圧力−流量
変換手段とを含む請求項２３の装置。 - 【請求項３１】 前記圧力−流量変換手段が、所定の圧
力−流量関係に基づいて、前記血圧差信号を前記血流量
信号に変換する請求項３０の装置。
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US881,756 | 1978-02-27 | ||
| US07/881,756 US5289823A (en) | 1992-05-12 | 1992-05-12 | Non-invasive aortic blood flow sensor and method for non-invasively measuring aortic blood flow |
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|---|---|
| JPH067309A true JPH067309A (ja) | 1994-01-18 |
| JP3192272B2 JP3192272B2 (ja) | 2001-07-23 |
Family
ID=25379145
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
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| Country | Link |
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| US (1) | US5289823A (ja) |
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