JPS6068828A - 動脈血圧の外側測定方法及び測定装置 - 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】 本発明は、採血せずに間接的な方法で血圧を測定する方
法及び装置に関する（すなわち例えばカテーテルの使用
を導入せずに）。いわゆるＲＩＶＡＲＯＣＣＩ法と呼ば
れる一般の血圧の測定方法は、血液が病人の前縛に向け
て流動するのを防ぐために収縮期の手刀よシも高い圧力
を患者の腕に装着し、次いでＫＯＲＯＴＫＯＶノイズが
あられれ弱くなって消滅する時点での２つの値を圧力計
から読取ることによって、病人の循環系の阻止部分から
成る。

このノイズがあられれると、ピーク圧力まだは、循環系
圧力が観測し、ノイズが消滅するとき最小圧力または拡
張期圧力が観測される。

この方法の第１の不利点は、聴音器の使用と併せてその
方法が腕のサイズに適合しなければならない寸法の膨張
式の場所をとる腕バンドを必要とすることにある。

第２の不利点は、病人の血液循環状態を最もよくあられ
す拡張期抑圧と、ＫＯＲＯＴＫＯＶノイズの消滅または
全滅失との間の関係が医学界において極めて広く論義さ
れている。

第６の不利点は、室内で発生する寄生ノイズまたは患者
の動きによって起こるノイズは、ＫＯＲＯＴＫＯＶノイ
ズを聞き分けるのに経験のある術者を必要とすることに
ある。

従来多数の改良手段が提案されておシ、これは必然的に
腕バンドを膨張させることがら成シ、フランス特許７５
０５０４６に開示された自動的圧力測定またはノイズ解
析法に見ることができるが、これらは一般に重く、場所
をとシかっ不確実な装置となる。

本発明は、これらの不利点を可能な程度にすべて除去し
て誰でも本人または他の者で収縮期と拡張期血圧を容易
に測定でき、かつ補助的に経験ある尋問者を今日まで待
機させてその信頼性をもって平均圧力と心拍速度を測定
でき、かつ血液の流れを阻止せずに、血液の流れを全く
止めたの゛ち多くの時間をかけて流れを部分的に止める
すべての現存する方法とは異なるものである。

これらの目的のために、血圧測定装置についての本発明
の第１の特徴は、 使用中に、撓骨動脈内の血液流の拡張期血圧によって発
生した力よシも小さいほぼ一定の力をもつ鼓動の側線部
に対して保持されるだめの力感知器と、、 前記力感知器に接続しかつ力感知器の出力信号の最大及
び最小値を検出する検出装置と、前記検出装置に接続さ
れかつ前記最大値及び最小値を記憶する第１記憶装置と
、 前記第１記憶装置に接続し、かつ圧力信号の最大値の和
と、圧力信号の最小値の和を計算する第１計算装置と、 前記第１計算装置に接続しかつ圧力信号の最小値の和に
対する圧力信号の最値の和の比の平均値貼を計算する第
２計算装置と、 力検知器に接続しかつ血液流の分布の初期に対応する支
持力の値を記憶しこの力は拡張期血圧Ｐｐとして考えら
れる第２記憶装置と、第、２記憶装置に接続しかつ前記
値ＦＤに前記値貼を乗じた値Ｐｓを計算する第３計算装
置と、前記第３計算装置及び第２記憶装置に接続しかつ
値Ｐ８とＰＤを同時に、及び順を追って表示する表示装
置を含む。

本装置による装置が、さらに、平均血圧を測定するよう
にその装置をもつことが好適であシ、その知識は収縮及
び拡張期血圧のみの知識だけでは決定できない例えば心
臓欠陥を検知するため収縮及び拡大圧力の補体として望
ましいものである。このために、本発明による装置はさ
らに、 検出装置に接続し、かつ１サイクル中に１つの信号の積
分値を計算する第４計算装置と、第４計算装置及び最小
値検出装置に接続し、かつサイクルの接続時間（２つの
連続した最大値を分離する時間）と当該サイクルの最小
値によって徐せられた前記積分値の商Ｍを提供する第５
計算装置と、 第５計算装置に接続し、かつ前記第５計算装置によって
計算された比Ｍを記憶する第６記憶装置と、 第６記憶装置に接続し、かつ前記第３記憶装置内に記・
ＩＬされだ比Ｍの平均直を計算する第６計算装置と、第
２記憶装置及び第６計算装置に接続し、かつＭの平均値
を乗じた拡張期血圧ＰＤの値の平均圧力ＰＭの値として
考えられる積を計算する第７計算装置であって前記第７
計算装置が平均圧力ＰＭを表示するために前記表示装置
に接続するそれらの出力をもつ。

例えば、可能な起シ得る不整状態を検出するため心拍速
度をさらに測定するようにこの発明の装置を適用するこ
とが有用である。このために、本発明の装置はさらに、 第４計算装置に接続しかつ第４計算装置によって供給さ
れた期間Ｔの値の逆数を６０倍した値を計算し、かつ各
心拍サイクルの終シにおいて心拍速度を表示する表示装
置に接続されたそれらの出力をもつ第８計算装置を含む
。

拡張期圧力の検出を容易にするために、この装置は血圧
の瞬間的な変動の形状を解析する装置を含みまたはそれ
と共に組合わせ装備することが好適であって、これらの
解析装置はそれらの出力を第２記憶装置の制御入力に接
続されて力感知器によって加えられる力Ｆの記憶内の記
憶を制御する。

この場合、本発明による装置の好適実施例の特徴は、解
析装置は少くとも１つの第２カ感知器を含み、２つの感
知器は本装置の作動位置において、撓骨動脈に沿った鼓
動の側縁部で互いに前後に並んで配置され、かつ、さら
に、２つの感知器にそれぞれ接続された２群の検出装置
と、 その２つの入力がそれぞれ２群の検出装置に接続されか
つその出力が本装置の位置を信号する装置に接続された
比較器を含む。

情報処理回路内で並列で接続された状態で撓骨動脈上に
前後に並んで配置された２つの圧力感知器を用いて（こ
れら２つの感知器の出力信号を比較するため減算ユニッ
ト及び加算ユニットを用い）、別の付加的な重要な利点
を提供し、すなわち、適正な信号回路を用いて、本装置
はもし２つの感知器が撓骨動脈に正確に沿って位置する
場合、及びもしそれらが該動脈に同一の力を作用する場
合にのみ有効な指示を送る状態にあシ、この反対の場合
は情報の表示は、例えば信号回路の制御を受けて阻止さ
れ、使用者は装置が不正位置をとっていることを知らさ
れる。

撓骨動脈上で前後に並んで配置された２つの圧力感知器
の使用によシ得られるさらに別の利点は、本発明による
装置は、血液の流れの収縮期圧力によって発生される力
よりも大きい力で動脈に押圧されたとき、及び前記押圧
力が次にゼロとなるように漸次に減少されるときに、よ
く知られたオツシロメータ方法を用いて血液流の収縮期
及び拡張期血圧を決定するように振動の振幅を解析でき
ることである。

その使用を容易にするために、本装置は、当業界ではよ
く知られここでは図示を省略した一種の捕捉・反撥装置
を具備することもでき、装置の使用者が一定の力を加え
、または力を加えないときは、両方の感知器をよく知ら
れたオシロ方法を用いて漸次に増大しまたは漸次に減少
す不同−の力で押圧させることができる。本発明による
装置は、このようにして未経験者をも含めていかなる人
でも使用できる。

本発明の第２の態様は血圧の測定方法であって、該方法
は、 力感知器を撓骨動脈内の血液流の拡張期血圧によって発
生される力よシも実質的に一定な力をもって脈動する血
管に押圧し、 感知器によって供給されかつ血圧の形態をあられす信号
の最大値及び最小値を数回の心拍サイクルに対応する時
間内で検知し、 各心拍サイクルに対し、各心拍サイクル中に測定された
圧力の最大信号と最小信号間で比Ｒを決定し、 感知器に作用する力を血行が阻害されるまで漸次に増大
して圧力信号の変形を検出し、かつ阻害の開始時に対応
する作用力を拡張期血圧ＰＤと考え、 前記時間の終シに、前もって計算された比几の平均値を
決定し、 拡張期血圧ＰＤの値にＲの平均値を乗じた積の値を決定
し、この値を収縮期血圧Ｐ８と考え、値Ｐ８とＰＤを表
示する段階を含む。

さらに、もし平均血圧を決定したい場合は、次の段階を
行なう。

各心拍サイクルに際し、このサイクル時間をもって除し
た前記サイクル中に感知器によって供給された信号の積
分値を決定し、 前記時間の終シにおいて、比Ｍの平均値を決定し、 次に、比Ｍの平均値を乗じた拡張期血圧ＰＤの積の値を
決定し、この積の値を平均血圧ＰＭと考える。

最後にこれに加えて、さらに心拍速度を決定しだい場合
は、次の段階をさらに加え、各心拍サイクル時間を決定
し、 心拍のこの時間の逆数を決定し、この逆数に６０を乗じ
、 心拍速度の′値を表示する。

本発明による方法・の好適な特徴は、少くとも２つの力
感知器が　骨動脈に沿って鼓動側縁部に前後に並んで配
置され、これら２つの感知器によって供給された信号は
、加わる力が、供給された信号が同一であるかあるいは
それぞれ異なるかによって　骨動脈内の流動血液の拡張
期圧力によって生じた力よシも小さいか、あるいはそれ
ぞれ少くとも等しいかを決定するように比較される。

一般に、本発明は、フランス特許ＦＲ７００７３１５に
記載の装置を含む現在までに知られているすべての方法
及び装置とは異なシ、動脈流の拡張期血圧によって前記
動脈の内壁に作用する力よりも小さい動脈の外壁に作用
する力に対する。動脈流の形態を解析することにより実
施する装置の一つである。本発明は、一方において鼓動
の側縁部内の撓骨動脈に対してこの力を加える装置の使
用者により、他方において、前記動脈の壁を通しての動
脈流の鼓動性の波動によって、２つの動力計の薄膜上に
作用された力の測定を基礎とし、さらに詳しくは、鼓動
のゲッタ内の骨動脈を感する２つのゆびをもって丁度開
業医が行うように２つの隣接する点でこれらの力の２つ
の測定という形の解析を基礎としている動力計によって
供給される測定の実例をとった値から統計をとることに
基礎を置いている。

本発明は、本発明によシ構成された装置の一好適実施例
の構造と使用についての以下の詳細説明を読むことによ
り十分に理解され、この好適実施例は本発明を限定する
ものではなく単なる例として与えられる。以下に図面を
参照しつつ本発明を説明する。

第１図は軸７に沿ってプロットされた４つの動脈血圧サ
イクル６の一例の軸線６′に沿ってプロットされた時間
の関数としての展開図である。

振幅１は、最小まだは拡張期血圧ＰＤ１最高圧力または
収縮期血圧Ｐ８をあられす振幅２を示す。

部分５は心拍サイクルの１期間の大きさＴをあられす。

平均圧力】〕ゆけ、部分５によって区域４を区分するこ
とによって得られる。この説明の残余の部分において、
比ＰＭ　／　Ｐ　ＤをＭと称する。

第２図は、軸８に沿ってプロットされかつ動脈血圧を検
出するのに用いられる動力計の一つによって供給された
電圧（ｖｏｌｔであられす）の−例の、軸６′に沿って
プロットした時間の関数として示した展開図である。電
圧９は極めて僅かな作用力に対して得られ、電圧９′は
、前記の電圧の２倍として得られ、９“は第１の電圧を
４倍した作用力に対して得られる。これらの電圧は、実
際の場合、動脈に与える作用力に比例する。

第２動力計によって供給された電圧は、図示していない
が、これらの電圧は、電圧９．９’。

９“と正確に同一であるが、電子ユニットによって考慮
された短いサンプリング期間τの軸６′に沿った移動量
Ｍτに対しては除く。

この第２図において、部分５′は第１図の部分５と同じ
でかつＴに等しい高さをもつことに注目すべき゛である
。

さらに時間１１においてとられた電圧９のサンプル１６
に注目すべきである。

第１図と比べて、特に目につくことは、それは本発明の
基本であるが、第１図の振幅１と２との比、すなわちＰ
Ｓ／ＰＤは、電圧９，９′及び９“の最小値に対す、る
最大値の振幅の比１２／１０．１２’／１０’及び１２
“／１０“に実質的に−等しいととである。

第６図は、本発明による装置の好適実施例の側面図で、
該装置は、例えば長さがほぼ８　ｃｍで、断面が１ｃＩ
ｒＬ×２Ｃ１ｎである縁部が丸味をもつ平行六面体１５
の形をもつ。端部１８は僅かに凸状で２つの接点を含み
、該接点の一方は他方の延長部とそれから敢闘のところ
で整合し、接点は１ｃＩｒＬの直径をもち、２つの動力
計の薄膜は、例えば０．４　ｃｘ　Ｘ’０．８　ｃｍの
矩形孔を通してのみ見ることがセきる。

他方の末端は、少くとも５個のアルファベット文字と表
示ユニット１７′及び１７“をもち、表示ユニットはそ
れぞれ少くとも１つの文字をもつ０ 装置の本体１６は乾電池と、使用者の親ゆびと人指しゆ
び間に把握されたときこの装置を切換えるスイッチと、
その作動に必要な電子装置を内蔵する。

第４図は、端面から見た表示ユニット１７′及び向き合
った表示ユニット１７’　、　１７“を示す。

ここに示す表示＋００／ＭＮ＋は、装置が、停骨に対し
て押圧される前にスイッチＯＮにされるとき表示を行な
う表示装置を示す。

第５図は下方から見た、動力計と２つの接点１９．２０
を含む本体１８ヶ示す。

第６図は、本発明による装置の好適実施例の一般構成と
、表示ユニット１７に達する前にクロック１１の制御作
用の下で直流アナログ電圧を与えるという仮定において
、動力計にょっギ供給された電圧ｖ１とＶ２上で行われ
る作業の順序の一例を示すブロック線図の形で示した一
例である。

ある。

時間ｔのとき、ブロック２１内で、接点１９によって供
給された第１動力計の電圧Ｖ１がサンプリングされかつ
デジタル化され、入力比較器２４及び加算器２５の入力
に給送される。

時間を十τ、ここにτ゛は２つの連続するサンプリング
を分離する時間で、かつブロック２６は接点１９と２０
間を動脈血が流通するのに要する時間に等しい移動ｎτ
を実施し、接点２ｏによって供給された第２動力計の電
圧Ｖ２はブロック２２内でサンプリングされかつデジタ
ル化されて別の入力比較器２４及び加算器２５の他の入
力に給送される。

ブロック２４の出力は、信頼性点検をあられし、これは
一方において、出方が拡張期血圧ＰＤであるブロック２
６内に力Ｆの記憶、他方において表示ユニット１７の制
御論理回路４２、さらに表示ユニッ）　１７’　、　１
７“の制御論理回路を制御する。

ブロック２５の出力は、デジタル表現でｖｌとｖ２の平
均値、すなわちｖｍをあられす。

ブロック２７はブロック２８内に記憶されかつブロック
２９内で総計され、該ブロックは千ｖｍａｘの演算を行
い、この結果、割り算器６３に送られるＶｍａＸの最大
値を識別する。

ブロック３０は、ｖｍの最小値を識別し、該最小値はブ
ロック６１内に記憶されかつΣ■ｍｌ。

の演算を行い、この結果とれも割り算器３６に送られる
。

を除し、この結果、Ｉ’ｋｎｅａｎが倍率器３４に送ら
れる。ブロック３５はブロック２７によって識別された
ＶｍａＸの制御の下でクロックＨの増大量を累算し、従
って、これは期間Ｔを供給し、とれは、ブロック４１内
で、逆数をとシかっ６゜倍して表示ユニット１７の制御
論理回路に送られる心拍速度Ｘ　Ｘ７Ｍ　Ｎを与える。

ブロック３６は、期間Ｔ中にＶｍＯ値を合算し、第１図
の斜線を施した区域４の値をあられす。

斜線区域４は、当該期間のＶｍ　ｉ　ｎの値及び期間Ｔ
自身でブロック６７内において割シ算を行い、Ｍｍｅ　
ａ　ｎを計算し、かつブロック４０はＭｍｅａｎに拡張
血圧ＰＤであるブロック２６の出力を乗じて、平均圧力
ＰＭを与え、これは表示ユニット１６の制御論理回路４
２に送られる。

拡張血圧ＰＤによってブロック３３から到来するＲ’ｍ
ｅａｎの乗算を行うブロック６４は、収縮期血圧Ｐｓを
制御論理回路４２に供給する。

最後に、制御論理回路４２は、ブロック２４からの信頼
性点検の制御の下で表示ユニット１７に心拍速度、また
はＰｓとＰＤｌあるいは平均圧力ＰＭのいずれかを給送
する。

本発明による装置の作用は、その使用についての以下の
説明から容易に理解されるであろう。

この装置が「ＯＮ」に切換えられ、かつ測定接点１９．
２０に力が作用されないときは、表示ユニットは＋ＤＯ
／ＭＮ＋（第４図参照）を表示する。

実際には、５つの作用が、動力計によって供給された信
号に常′時与えられる。すなわち、１．２つの動力計そ
れぞれによって供給された測定値がある予定の余裕と同
一であることを確証し、それにより２つの動力計が動脈
に同一の力を作用しかつ動脈血液流によってこの力の同
一の調整を行うことから成シ、 ２、　振幅のオーダによって検出及び分類し、次いでこ
れらの測定の各最大値及び各最小値の表の中に記憶し、 ６．２つの連続する最大値を分離する時間、すなわち心
拍速度の期間を測定し、 ４　嶋該期間の各最大値の最小値に対する比Ｒを計算し
かつ記憶し、 ５、　当該期間中に、実施されたサンプル値の総和をＴ
で除した平均圧力ＰＭの前記期間の最小値に対する比Ｍ
を計算する。

この装置が「ＯＮ」に切換されたが　骨動風に押付けら
れていない時は、動力計の信号はゼロであシ、かつ最大
値と最小値は等しくかつ信頼性試験は肯定的であるから
、最大値も最小値もなく、これは／ＭＮによって表示が
終了したからであるが、この場合最大値も最小値も存在
しないから、表示は００から始まる。００７ＭＮの左側
及び右側にそれぞれ位置する両方の記号士は使用者に各
感知器上の圧力を増大することを要求する。従って表示
ユニットは＋ＤＯ／ＭＮ十を表示する。

本装置が軽度で実質的て一定の力を　骨動風に押圧力を
作用するときは、第１最大値、次に第２最大値を検出し
、第１期間Ｔを計算し、第１比Ｒ１を計算し、次に第１
比Ｍ１を計算する。

本装置は次に、第３最大値を検出し、第２期間Ｔ２を計
算し、第２比Ｒ２及び第２比几２及び第２比Ｍ２を計算
する。

本装置は次に血液流の通過を阻害しない状態で心拍のＮ
サイクル中に第４最大匝を検出し、第６期間Ｔ６を計算
し、第３比Ｒ６及び第６比Ｍ３を計算し、以下これに準
する。

Ｔ１の第１測定から、その逆数１／Ｔ１が計算され、次
にこの測定値に６０を乗じ、最も近いユニットにその概
数がＴ１／２に等しい時間中、表示ユニットに伝達され
る。これが心拍速度である。２つ以上の数字が必要なと
きは、要素のために場所を与えるために表示は消える。

もし本装置が動脈に対して全く垂直に配置されていれば
、２つの表示子が表示ユニット上に維持される。もしそ
うでなければ、一方の表示子は−となシ、使用者にその
側に対して装置を押す力を減少するように指示する。

Ｔ２の第２測定から、半期間中に表示ユニットに伝達さ
れる新規の心拍速度を計算するのにＴ２を用いる。

第６測定において、Ｔ６は半期間中に表示ユニットに伝
達される新規の心拍速度を計算するのに用いられる。

よって、使用者が軽度で大むね一定な力を与えたとき心
拍数を教えて何か不整状況を検出する患者または使用者
自身の心拍速度に不規則な鼓動を観測する全時間中、彼
の装置の２つの力の検出器は撓骨動脈に正しく配置され
ていることが確められる。使用者は、この期間中、記憶
されたＲ及びＭは継続的に計算されかつそれらの平均値
が一方において収縮期及び拡張期の血圧の比ＲＩ、／Ｆ
Ｄに次第に接近し、かつ他方において平均圧力ＰＭの拡
張期ＰＤに対する比に漸次に接近する。　゛ 実際に、比Ｒは動脈の外壁に加わる圧縮力が拡張期血圧
よシも低い限シ、収縮期と拡張期血圧間（（存在する比
に等しいことは容易に理解される。

はぼ１０心拍サイクルの後に、使用者は可能な限り緩徐
に撓骨動脈上に力を増大し、次にこの力の１つの値Ｆに
対し、血液流がいずれかの動力計によって、あるいは両
方の動力計を同時に、しかし異なる方法で阻止され、こ
れは動力計によって供給された信号の形状を異ならしめ
、かつ信頼性点検を不要にさせる。動脈の外壁に作用さ
れた押圧力が、動脈の内壁への拡張期血圧の効果に等し
い点まで増加されるときは血液の流れは阻害され初める
ことは知られた事実である。第１動力計と直列に配置さ
れた第２動力計を設ける理由は、この阻害現象を検出す
るためであるが、単一の動力計でも、もし使用者がその
装置を撓骨動脈の軸線上に正確に配置したのち極めて緩
徐にかつ規則正しくその押圧力を骨動風上に増大するこ
とができれば、これらの力を十分に解析できるであろう
。第２動力計を設けることによる支援もまた理解でき、
この配置は２つの動力計によって供給された信号を比較
することによって、撓骨動脈上の装置が正しい位置にあ
るかを検出させ、これによりこの分野において特別な能
力をもたない使用者に大きい助力を与えることができる
。ゆえに、装置の使用者によって撓骨動脈上に作用され
る力のある値に対し、第Ｎ番目の心拍サイクルにおいて
信頼性点検は不要となシ、次の作用を強化され、 １）この時点で動力計によって測定された力の算術平均
は拡張期血圧ＰＤとして記憶され、２）収縮期血圧Ｐ６
はＰに、記憶されている１、ｊの平均値を乗じて計算さ
れ、 ６）平均圧力へはＰＤに記憶されているＭの平均値を乗
じて計算され、 ４）表示装置はもはや心拍速度を表示せずに、収縮期及
び拡張期血圧を表示し、例えは゛、もし収縮期血圧が水
銀柱で１３０朋であり、かつもし拡張期血圧が水銀柱で
ＢＯｍｍ−であれば、１３１０８を読み取ることができ
、この圧力の単位は一般に医学界で用いられているもの
である。

ＰｓとＰＤが判明したのちに、使用者は撓骨動脈から装
置を取外し、かつ信頼性点検は、２つの動力計からの信
号は再び等しくなるので、表示ユニットはＰ８とＰ。の
値は送られないが、もし例えば平均動脈血圧が水銀柱９
８龍であればＰＭ、　ＭＯ９，８の値が表示器で読取ら
れ、この値は装置がしゃ断されるまで継続する。

当業者には、使用する動力計は現在用いられている型式
のマイクロプロセッサの半導体回路によって便利に用い
られるデジタル情報を供給することが好適なことが明ら
かである。

さらに、当業者には、本発明の装置は、使用する動力計
の数についてのみでなく、それらの型式及びその信号の
処理及び表示方法に関しても多くの改変型が受入れられ
、またその表示装置１７．１７’、１７“または本体１
６が可撓体の末端に固定されあるいは弾性的または関節
式装置の末端に固定され、あるいは遠隔的に測定情報を
出射し、または音声装置で代替され、あるいは例えば１
日のような所与の時間中の測定が総計され及び／′！！
たけ平均されて高血圧患者を監督して患者の高血圧治療
を加減することを本発明の要旨から逸脱せずに実施でき
ることが理解されるであろう。

例えば、本発明による装置は、オシロメータ法として知
られている測定方法を実施するの・に適している。ゆえ
に、この装置は第７図に示すように構成され、この装置
上に第６図に示す要素に対応する同一の要素が同一の参
照数字を用いて示される。

ブロック４６は、各サイクルにおける最後のＭＡＸ値か
ら最後のＭＩＮ値を差引き、鼓動振幅に対応する１つの
信号を送出する。

ブロック４４は、前記振幅の変動傾斜を計算しかつ収縮
期血圧Ｐｓ１拡張期血圧九及び平均血圧ＰＭにそれぞれ
対応する力を記憶するブロック４５，４６．４７を゛監
視する。

従って、本発明は記載の特定実施例に限定するものでは
なく、そのすべての変形もこの発明の範囲に含まれるも
のである。

【図面の簡単な説明】

第１図は、時間の関数として動脈血圧の変動の一例を示
す線図、第２図は、装置の使用者によって作用される力
の６つの値についての時間の関数として２つの動力計の
最初のものによって供給された圧力の例を示す線図、第
６図は、本発明による装置の好適実施例の側面図、第４
図は、装置の表示ユニットの前面図（第３図において矢
印■に沿って見だ図）、第５図は、鼓動の側縁部に使用
者が押圧した装置の部分の前面図（第６図において矢印
■に沿って見た図）、第６図は、第６図から第５図まで
に示す装置の構造を示すブロック線図、第７図は、本発
明による装置の別の構造を示すブロック線図である。 １・・振幅　２・・振幅 ６・・・動脈血圧サイクル　４・区域 ５．５′・・セグメン）　、６．６’・・・軸線７・・
軸線　８・軸線 ９　、９’、　９″・・電圧　Ｉ　Ｏ、１０’・・・振
幅１１・・・時間　１２　、１２’・振幅１ろ・ザンプ
リング　１５・・・平行六面体１６・・・本体　１７．
１７’、１７″・表示装置１９．２０・動力計　２１・
・サンプル（上昇）２２・サンプル（下降）２６・・・
遅延器２４・入力比較器　２５・・・加算器 ２６・・平均値累算器　２７・・・最大値検出器２８　
最大値記憶器　２９・・・最大値合計６０・・・最小値
検出器　６１・・・最小値記憶器６２・・・最小値合計
　３３・・・除算器ろ４・・・倍率器　３５・・累算器 ３６・累算器　３７・演算器 ろ８・・記憶器　５９・イ剖率器 ４０・・・倍率器　４１・・演算器 ４２・・・制御論理回路　４６・・減算器４４・・・傾
斜計算器　４５・・・Ｐ８記憶器４６・・Ｐ８記憶器　
４７・・へ記憶器特許出願人　アンリ　ベルチェ 代理人　若林　忠 手続補正書（自発） 昭和５９年８月２７日 特許庁長官　殿 １、事件の表示　昭和５９年　特許願　第１６３０１５
　号２、発明の名称 動脈血圧の外側測定方法及び測定装置 ３、補正をする者 事件との関係　出願人 アンリ　ベルジエ ４、代理人 ５補正の対象 １２１　％、当、状及び同訳文谷ｌｌａを提出１ゐ・特
許請求の範囲 １　患者の動脈血圧の外側測定方法において。 少くとも１つの感知器を撓骨動脈内の血液の流れの拡張
時血圧によって生ずる力よりも小さいほぼ一定の力をも
つ鼓動の側縁部に当接し。 最大値と最小値が感知器によって供給されかつ数サイク
ルの心拍サイクルに対応する時間の期間に対し動脈血圧
をあられす信号として検出され、 各心拍サイクルに対し、圧力信号の測定された最°犬値
の圧力信号の測定された最小値に対する比Ｒが各心拍サ
イクル中に決定され。 感知器の作用力が血液の流れが阻止されるまで漸次に増
大され、圧力信号の変形が検出されかつ阻止状態の開始
時に対応する何加力が拡張期血圧ＰＤと考えられ。 前記時間期間の終りにおいて前もって計算された比が決
定され。 比Ｒの平均値を乗じた拡張期血圧ＰＤの積が決定され、
核種が収縮期血圧Ｐｓ　と考えられ。 値ＰｓとＰＤが表示される段階を含むことを特徴とする
動脈血圧匁外側測定方法。 ２、各心拍サイクル（対し、平均圧力の比が決定され、
読比がサイクルの時間の長さで除した前記サイクル中の
感知器によって供給された信号の積分値の、当該サイク
ル中に測定された最小値に対する比であり。 前記サイクル時間の終りにおいて、比Ｍの平均値が決定
され。 次に拡張期血圧ＰＤの値と比Ｍの平均値との積が決定さ
れ、核種が平均動脈血圧ｐＭと考えられ、 値ＰＭが表示される段階をさらに含むことを特徴とする
特許請求の範囲第１項記載の動脈血圧の外側測定方法。 ３　前記時間期間の始期と終期の間において。 各心拍サイクルの期間が検知され。 心拍サイクルのこの期間の一逆数が決定されかつこの逆
数に６０を乗することを特徴とする特許請求の範囲第１
項または第２項記載の動脈血圧の外側測定方法。 ４　少くとも２つの力感知器が撓骨動脈に沿った鼓動の
側縁部に前後に並んで配置されて用いられ、かっこ些ら
、２つの感知器によって供給された信号が・、装置が好
適に位置しているか否か及び付与力が、供給された信号
が等しいかまたはそれぞれ相違するかによって撓骨動脈
内の血液の流れの拡張血圧より小さいかまたは少くとも
等しいか否かを決定するために比較されることを特徴と
する特許請求の範囲第１項から第３項までのいずれか１
項記載の動脈血圧の外側測定方法。 ５、　患者の動脈血圧の外部からの測定装置において。 撓骨動脈内の血液の流れの拡張期血圧によって生ずる力
よりも小さいほぼ一定の力をもって使用時に鼓動の側縁
部に押圧された少くとも１つの力感知器（１９）と、　
− 前記力感知器に接続し、かつ力感知器の出力信号の最大
値及び亀小値を検出する検出装置（２１，２５，２７，
３０）と。 前記検出装置に接続し６かつ前記最大及び最小値を記憶
する第１記憶装置（２８，３１）と。 前記第１記憶装置に接続し、かつ圧力信号の最大値の和
と圧力信号の最小値の和それぞれを割算する第１計算装
置と。 前記第１計算装置に接続し、かつ圧力信号の最小値の和
に対する圧力信号の最大値の和の比の平均値Ｒｍを計算
する第２計算装置と。 力感知器に接続し、かつ血液の流ハの阻害の開始状態に
対応する作用力の値を記憶しこの力が拡張期血圧Ｐ　Ｉ
）と考えられる第２記憶装置（２６）と、 第２記憶装置と接続し、かつ前記値Ｒｍを前記値ＰＤに
乗じた積の値Ｐｓを計算する第３計算装置（３４）と。 前記第３計算装置及び第２記憶装置に接続し、かつ同時
にかつ規則正しく値Ｐｓ及びＰｐを表示する表示装置（
１７）を含むことを特徴とする動脈血圧の外側測定装置
。 ６、検出装置に接続し、かつ１サイクル中に信号の積分
値を計算する第４計算装置（３５，３０）と。 第４計算装置と最小値検出装置（３０）Ｋ接続し、かつ
サイ２ル時間（２つの連続する最大値を分離する時間）
と当該サイクルの最小値とによって除された前記積分値
の商を発見する第５計算装置（３７）と５ 第５計算装置に接続されかつ前記第５計算装置によって
計算された比Ｍを記憶する第３記憶装置と。 第３記憶装置に接続し、かつ前記第３記憶装置内に記憶
された比Ｍの平均値を計算する第６計算装置（３９）と
、 第２記憶装置と第６計算装置に接続し、かつ比Ｍの平均
値を乗じた拡張期血圧の値の。 平均圧力ＰＭの値と考える。積を計算し、かつ前記表示
装置（１７）に接続するそれらの出力をもちこの出力を
平均圧力ＰＭを表示する装置（１７）に接続する第７計
算装置をさらに含むことを特徴とする特許請求の範囲第
５項記載の動脈血圧の外側測定装置。 ７、　第４計算装置（３５）に接続し、かつ第４計算装
置によって供給された期間Ｔの値の逆数を計算しかつこ
れを６０倍する計算を行い。 かつ各心拍サイクル中に心拍速度を表示する表示装置（
１７）に接続するそれらの出力をもつ第８計算装置（４
１）をさらに含むことを特徴とする特許請求の範囲第５
項または第６項記載の動脈血圧の外側測定装置。 ８　動脈血圧の瞬間変動形を解析する装置（２４）をさ
らに含み、これらの解析装置（２４）が力感知器（１９
）によって作用される力Ｆの記憶を制（財）するために
、第２記憶装置（２６）に制御入力に接続されるそれら
の出力をもつことを特徴とする特許請求の範囲第５項か
ら第７項までのいずれか１項記載の動脈血圧の外側測定
装置。 ９、解析装置（２４）が少くとも１つの第２力感知器（
２０）を含み、２つの感知器（１９，２０）が、装置の
機能位置において、撓骨動脈に沿った鼓動側縁部に前後
に並んで配置され、かつ。 それぞれ２つの感知器に接続された２群の検出装置（２
１，・２２．２３　）と、２つの入力部がそれぞれ２群
の検出装置に接続されかつそれらの出力部が装置の位置
信号を発する装置（１１，１７″）に接続されることを
特徴とする特許請求の範囲第８項記載の動脈血圧の外側
測定装置。 ｉｏ、比較器装置（２４）の出力部に接続し、かつ２つ
の感知器が拡張期血圧によって生じた力よりも小さい２
つの感知器の各付与力に対応するほぼ等しい信号を供給
するとき第８計算装置（４１）の出力部に及び２つの感
知器が拡張期血圧によって生じた力に少くとも等しい２
つの感知器の各付与力に対応する２つの実質的に異なる
信号を供給するとき第３計算装置（３４）及び第２記憶
装置（３６）に、選択的に表示装置（１７）を接続し、
これにより、鼓動の側縁部に装置が押圧される力を変動
することによって、表示装置が心拍速度、収縮期血圧Ｐ
８及び拡張期血圧ＰＤ、及び最後に平均動脈血圧ＰＭの
値を順次に表示することを特徴とする特許請求の範囲第
９項記載の動脈血圧の外側測定装置。 １１、最大値および最小値を検出する前記装置（２７，
３０）の出力部にそれぞれ接続する入力部をもつ引き算
装置（４３）をさらに含み、該装置は各サイクルにおい
て、最後の最大値ＭＡＸから最後の最小値ＭＩＮを減じ
かつ鼓動振幅をあられす信号を出射し、かつ同時に前記
振幅の変動の傾斜を計算する補助計算装置（４４）を含
み、該装置の入力部が前記引き算装置（４３）の出力部
に接続し、かつその出力部が収縮期血圧（Ｐｓ）、拡張
期血圧（Ｐｐ）及：び平均血圧（ＰＭ）にそれぞれ対応
する力を記憶する記憶装置（４５〜４７）に接続され、
これにより前記装置が血液の流れの収縮期血圧が作用す
るよりも大きい押圧力の除去中に振動振幅の解析を実施
することを特徴とする特許請求の範囲第５項から第１０
項までのいずれか１項記載の動脈血圧の外側測定装置。 １２、把握装置と組合わされたばね装置をさらに有し、
使用者が一定もしくはゼロの力を作用するときは漸次に
増大しまたは漸次に減少する２つの等しい力をもってそ
れぞれ前記２つの感知器を押圧することを特徴とする特
許請求の範囲第９項から第１１項までのいずｉｔか１項
記載の動脈血圧の外側測定装置。 １３　所与の期間中に得られた測定値が合算および／ま
たは平均されることを特徴とする特許請求の範囲第５項
から第１２項までのいずれか１項記載の動脈血圧の外側
測定装置。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、　患者の動脈血圧の外側測定方法において、少くと
   も１つの感知器を撓骨動脈内の血液の流れの拡張時血圧
   によって生ずる力よシも小さいほぼ一定の力をもつ鼓動
   の側縁部に当接し、 最大値と最小値が感知器によって供給されかつ数サイク
   ルの心拍サイクルに対応する時間の期間に対し動脈血圧
   をあられす信号として検出され、 各心拍サイクルに対し、圧力信号の測定された最大値の
   圧力信号の測定された最小値に対する比几が各心拍サイ
   クル中に決定され、感知器の作用力が血液の流れが阻止
   されるまで順次に増大され、圧力信号の変形が検出され
   かつ阻止状態の開始時に対応する付加力が拡張期血圧Ｐ
   Ｄと考えられ、 前記時間期間の終りにおいて前もって計算された比が決
   定され、 比几の平均値を乗じた拡張期血圧ＰＤの積が決定され、
   核種が収縮期血圧Ｐ８と考えられ、値ＰｓとＰＤが表示
   される段階を含むことを特徴とする動脈血圧の外側測定
   方法。 ２、各心拍サイクツ？に対し、平均圧力の比が決定され
   、読比がサイクルの時間の長さで除した２前記サイクル
   中の感知器によって供給された信号の積分値の、当該サ
   イクル中に測定された最小値に対する比でちゃ、 前記サイクル時間の終シにおいて、比Ｍの平均値が決定
   され、 次に拡張期血圧ＰＤＯ値と比Ｍの平均値との積が決定さ
   れ、核種が平均動脈血正６と考えられ、 値ＰＭが表示される段階をさらに含むことを特徴とする
   特許請求゛の範囲第１項記載の動脈血圧の外側測定方法
   。 ６、前記時間期間の始期と終期の間において、各心拍サ
   イクルの期間が検知され、 心拍サイクルのこの期間の逆数が決定されかつこの逆数
   に６０を乗することを特徴とする特許請求の範囲第１項
   または第２項記載の動脈血圧の外側測定方法。 ４、少くとも２つの力感知器が校骨動脈に沿った鼓動の
   側縁部に前後に並んで配置されて用いられ、かつこれら
   ２つの感知器によって供給された信号が、装置が好適に
   位置しているか否か及び付与力が、供給された信号が等
   しいかまたはそれぞれ相違するかによって紳骨動脈内の
   血液の流れの拡張血圧よシ小さいかまたは少くとも等し
   いか否かを決定するために比較されることを特徴とする
   特許請求の範囲第１項から第６項までのいずれか１項記
   載の動脈血圧の外側測定装置。 ５、　患者の動脈血圧の外部からの測定装置において、 梗骨動脈内の血液の流れの拡張期血圧によづて生ずる力
   よりも小さいはぼ一定の力をもって使用時に鼓動の側縁
   部に押圧された少くとも１つの力感知器（１９）と、 前記力感知器に接続し、かつ力感知器の出力信号の最大
   値及び最小値を検出する検出装置（２１，２５，２７，
   １）と、 前記検出装置に接続し、かつ前記最大及び最小値を記憶
   する第１記憶装置（２８，３１）と、 前記第１記憶装置に接続し、かつ圧力信号の最大値の和
   と圧力信号の最小値の７１１それぞれを計算する第１計
   算装置と、 前記第１計算装置に接続し、かつ圧力信号の最小値の和
   に対する圧力信号の最大値の和の比の平均値Ｒｍを計算
   する第２計算装置と、力感知器に接続し、かつ血液の流
   れの阻害の開始状態に対応する作用力の値を記憶しこの
   力が拡張期血圧ＰＤと考えられる第２記憶装置（２６）
   と、 第、２；記憶装置と接続し′、かつ前記値几□を前記値
   ＰＤに乗じた積の値ＰＢを計算する第６計算装置（３４
   ）と、 前記第３′記算装置及び第２記憶装置に接続し、かつ同
   時にかつ規則正しく値Ｐｓ及びＰＤを表示する表示装置
   （１７）を含むことを特徴とする動脈血圧の外側測定装
   置。 ６、検出装置に接続し、かつ１サイクル中に信号の積分
   値を計算する第４計算装置（３５゜３６）と、 第４計算装置と最小値検出装置（３０）に接続し、かつ
   サイクル時間（２つの連続する最大値を分離する時間）
   と当該サイクルの最小値とによって除された前記積分値
   の商を発見する第５計算装置（６７）と、 第５計算装置に接続されかつ前記第５計算装置によって
   計算された比Ｍを記憶する第３記憶装置と、 第３記憶装置に接続し、かつ前記第３記憶装置内に記憶
   された比Ｍの平均値を計算する第６計算装置（３９）と
   、 第２記憶装置と第６計算装置に接続し、がつ比Ｍの平均
   値を乗じた拡張期血圧の値の、平均圧力ＰＭの値と考え
   る、積を計算し、かつ前記表示装置（１７）に接続する
   それらの出力をもちこの出力を平均圧力ＰＭを表示する
   装置（１７）に接続する第７計算装置をさらに含むこと
   を特徴とする特許請求の範囲第５項記載の動脈血圧の外
   側測定装置。 Ｚ　第４計算装置（３５）に接続し、かつ第４計算装置
   によって供給された期間Ｔの値の逆数を計算しかつこれ
   を６０倍する計算を行い、かつ各心拍サイクル中に心拍
   速度を表示する表示装置（１；）に接続するそれらの出
   力をもつ第８計算装置（４１）をさらに含むことを特徴
   とする特許請求の範囲第５項または第６項記載の動脈血
   圧の外側測定装置。 ８、動脈血圧の瞬間変動形を解析する装置（２４）をさ
   らに含み、これらの解析装置（２４）が力感知器（１９
   ）によって作用される力Ｆの記憶を制御するために、第
   ２記憶装置（２６）に制御入力に接続されるそれらの出
   力をもつことを特徴とする特許請求の範囲第５項から第
   ７項までのいずれか１項記載の動脈血圧の外側測定装置
   。 ９″解析装置（２４）が少くとも１つの第２力感知器（
   ２０）を含み、２つの感知器（１９，２０）が、装置の
   機能位置において、　骨動脈に沿った鼓動側縁部に前後
   に並んで配置され、かつ、それぞれ２つの感知器に接続
   された２群の検出装置（２１，２２，２３）と、 ２つの入力部がそれぞれ２群の検出装置に接続されかつ
   それらの出力部が装置の位置信号を発する装置（１７’
   　、　１７″）に接続されることを特徴とする特許請求
   の範囲第７項記載の動脈血圧の外側測定装置。 １０　比較器装置（２４）の出力部に接続し、かつ２つ
   の感知器が拡張期血圧によって生じた力よシも小さい２
   つの感知器の各付与力に対応するほぼ等しい信号を供給
   するとき第８計算装−置（４１）の出力部に及び２つの
   感知器が拡張期血圧によって生じた力に少くとも等しい
   ２つの感知器の各付与力に対応する２つの実質的に異な
   る信号を供給するとき第３引算装置（６４）及び第２記
   憶装置（２６）に、選択的に表示装置（１７）を接続し
   、これによシ、鼓動の側縁部に装置が押圧される力を変
   動することによって、表示装置が心拍速度、収縮期血圧
   Ｐ。 及び拡張期血圧ＰＤｓ及び最後に平均動脈血圧への値を
   順次に表示することを特徴とする特許請求の範囲第９項
   記載の動脈血圧の外側測定装置。 １１　最大値および最小値を検出する前記装置（２７，
   ３０）の出力部にそれぞれ接続する入力部をもつ引き算
   装置（４６）をさらに含み、該装置は各サイクルにおい
   て、最後の最大値ＭＡＸから最後の最小値ＭＩＮを減じ
   かつ鼓動振幅をあられす信号を出射し、かつ同時に前記
   振幅の変動の傾斜を計算する補助計算装置（４４）を含
   み、該装置の入力部が前記引き算装置（４３）の出力部
   に接続し、かつその出力部が収縮期血圧（ｐＨ）、拡張
   期血圧（ＰＤ　）及び平均血圧（ＰＭ）にそれぞれ対応
   する力を記憶する記憶装置（４５〜４７）に接続され、
   これによシ前記、装置が血液の流れの収縮期血圧が作用
   するよりも大きい押圧力の除去中に振動振幅の解析を実
   施することを特徴とする特許請求の範囲第５項記載の動
   脈血圧の外側測定装置。 １２　杷握装置と組合わされたばね装置をさらに有し、
   使用者が一定もしくはゼロの力を作用するときは漸次に
   増大しまたは漸次に減少する２つの等しい力をもってそ
   れぞれ前記２つの感知器を押圧することを特徴とする特
   許請求の範囲第９項記載の動脈血圧の外側測定装置。 １３、所与の期間中に得られた測定値が合算および／ま
   たは平均されることを特徴とする特許請求の範囲第５項
   から第１２項までのいずれか１項記載の動脈血圧の外側
   測定装置。 、（以下余白テ