JPS6140416B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は一般に血圧監視、特に収縮期血圧の自
動監視技術に関連する。

現在種々の収縮期血圧測定装置が公知である。
旧式で簡単な装置は、腕帯即ちカフ内の圧力を読
取る水銀圧力計と、コロトコフ音を聴くのに用い
られる聴音器とを組合わせたものである。コロト
コフ音を聴く同一原理に基づく一層複雑な方法と
装置では水銀圧力計の代りに機械式又は電気機械
式圧力計が使用され、コロトコフ音はマイクロホ
ンで検出され電気的に分析される。他の一つの進
歩した血圧測定法では腕に巻いたカフから動脈壁
までの距離が、動脈で反射された音波のドプラ
（Doppler）変位を測定することにより精密に決
定される。動脈までの距離は柔軟性のある動脈壁
内の圧力の関数として変化する。更に他の血圧測
定法では血管内に直接差し込む挿入装置が使用さ
れる。

収縮期血圧の振動測定法は当業者には周知であ
る。この方法では、操作者は動脈内の脈動圧力の
強さの表示を観察する。この測定法ではカフ圧力
に接続される水銀圧力計の水銀柱上面のはね返り
範囲を監視することで視覚的に測定され、或いは
米国特許第3227155号の記載の通り、圧力が耳介
内血管に加えられた時この血管に生じる閉鎖を測
定することで間接的に測定される。収縮期血圧の
振動測定法は一般に、水銀柱上面の限界振動の発
生が観察される時の最大印加圧力を収縮期血圧と
定義する。代表的な水銀圧力計と加圧カフを使用
する場合には、この圧力はカフ圧力をゆつくりか
つほぼ均一に低下する時に水銀柱上面のはね返り
を操作者が認めた際の最高圧力となろう。しかし
水銀柱は狭い幅の血圧変化による血圧パルスに鋭
敏に応動せず、狭い幅の血圧パルスは慣性力の大
きい水銀柱を鋭敏に動かすには不十分であるか
ら、水銀柱上面の限界振動を測定するこの方法は
不正確である。換言すれば、水銀圧力計の比較的
緩慢な応答時間（又は耳介の明らかに選択的に緩
慢な血管閉鎖速度）のため測定される量は実際の
圧力振幅でなく圧力脈動の積分値に比例する量で
ある。従つて限界振動を観察する振動測定法は幾
分不正確になり、この限界振動の“限界”は正確
に定義することが困難なパラメータであるがカフ
圧力と血圧の平衡時の水銀柱上面の振動である。

しかしコロトコフ音を聴く方法は収縮期血圧測
定には比較的正確であるが、計器測定ではマイク
ロホン検出器を使用しなければならない。ドプラ
変位を利用する方法も正確であるが、特別な測定
装置を使用することが面倒で、又動脈に対する測
定装置の配置に敏感であることが欠点である。本
発明の目的は、簡便に収縮期血圧を測定できる収
縮期血圧測定装置を提供することにある。

本発明の本発明者は、あるカフ圧力で圧電変換
器から得られる被検者の血圧を表す電気信号の最
大振幅を測定し、更にカフ圧力を増加して、前記
電気信号の最大振幅のほぼ1/2に等しい振幅の電
気信号が発生するときのカフ圧力を測定すれば、
このカフ圧力は、被検者の収縮期血圧と等しいこ
とを発見し、この発見に基づいて簡便に収縮期血
圧を測定できる本発明の血圧測定装置を完成した
のである。

本発明の収縮期血圧測定装置は、血管に隣接し
た被検者に取付けられるカフ、このカフ内の空気
圧力を変える圧縮空気制御装置、上記カフに接続
されかつ被検者の血圧を電気信号に変換する圧電
変換器、上記カフ内の圧力が変化するとき、上記
電気信号の振幅の最大値を決定する最大値比較
器、上記電気信号の振幅の最大値を記憶する記憶
装置、上記振幅の最大値が得られた時のカフ圧力
より高いカフ圧力に対し、上記電気信号の振幅が
上記最大値のほぼ1/2に等しくなる時期を決定す
る分数比較器、及び上記電気信号の振幅が上記最
大値のほぼ1/2に等しいとき、上記分数比較器の
出力で上記カフの圧力を読み取る補間装置、とで
構成されることを特徴とする。

上記構成において、本発明の収縮期血圧測定装
置では、カフに接続された圧電変換器によつて被
検者の血圧を電気信号に変換し、カフ内の圧力を
変化させながら、最大値比較器によつて上記電気
信号の振幅の最大値を決定して、上記振幅の最大
値を記憶装置に記憶させる。また、上記振幅の最
大値が得られた時のカフ圧力より高いカフ圧力に
対し、圧電変換器からの電気信号の振幅が上記最
大値のほぼ1/2に等しくなる時期を分数比較器で
決定し、上記電気信号の振幅が上記最大値のほぼ
1/2に等しいとき、上記分数比較器の出力に基づ
きカフの圧力を補間装置によつて読み取り、収縮
期血圧を決定する。従つて、本発明の収縮期血圧
測定装置では、水銀圧力計、聴診器又は血管内に
挿入されるカテーテル等を使用せず、容易に血圧
を測定することができる。

本発明の他の目的と利点は添付図面に示す好適
実施例による下記の詳細な説明から明らかであろ
う。

第１図について説明すると、動脈１３が内部に
ある被検者の腕１１は普通型式のカフ１５で包ま
れる。通常上腕動脈がこの測定に用いられる。導
管１７によりカフはポンプ１９に接続される。又
導管２１でカフには、被検者の拍動率の少くとも
約５倍で血圧波形に正確に追従する周波数応答性
を有する圧電変換器（圧力電気変換器）２３が接
続される。圧電変換器２３は、変動する被検者の
血圧を電気信号に変換する。被検者の拍動率の少
くとも約５倍の周波数応答性を有する圧電変換器
２３は通常少くとも約10Hzの周波数応答性を有す
る。この圧電変換器はカフ圧力を測定する機能を
有し、このカフ圧力はポンプ供給圧力と動脈内の
変動する血圧との和である。この圧電変換器２３
は所定周波数応答性を有するので、その出力の変
動部分は脈圧の積分値ではなく脈動圧力の振幅を
示す。変換器２３の出力は線２５で増幅器２７に
送られ、ここで信号が増幅され、線２９でＡ−Ｄ
変換器３１に送られる。このＡ−Ｄ変換器の出力
は線３３でデイジタル・ピークピーク検出器３５
に送られ、ここで血圧を表示する圧電変換器２３
の電気信号の振幅量が計算される。

デイジタル・ピークピーク検出器３５で得られ
る出力は線３７で平均装置３９に送られ、ここで
動脈１３内の血圧パルスに比例する。現在及び直
前３個の変動量の最新平均値が決定される。この
平均値は線４１で比較器４３に送られる。最大値
比較器４３は線４５による接続でゲート４７を制
御する。線４９で平均装置３９に接続されたゲー
ト４７は上記平均値の選択値を線５１を経て記憶
装置５３に送る。即ち記憶装置５３に記憶される
上記選択値は線５５で最大値比較器４３に供給さ
れる。比較器４３内で、前に記憶された暫定的最
大値が、線４１で比較器４３に導入された変動量
の現在値と比較される。線４１で比較器４３に供
給された平均値が、線５５で記憶装置５３から比
較器４３に供給された暫定的記憶量よりも大きい
場合には、ゲート４７が線４５を経て動作され、
上記の大きい最大値が記憶装置５３の暫定的最大
値に代わる。最大値比較器４３及びゲート４７は
ピークピーク検出器３５から直接出力を受信して
もよい。

この交代した暫定的最大値は線５７で２分割装
置５９に導入されほぼ1/2に分割される。この２
分割値は線６１で収縮期血圧分数比較器６３に導
入される。又収縮期血圧分数比較器６３には変動
量の４個の最新平均値が供給される。この平均値
は平均装置３９から線６５で供給される。線６５
で比較器６３に供給される平均値が線６１で供給
される暫定的最大値の半分以下又は半分に等しい
とこの比較器が決定すると、比較器６３は線６７
で切換装置６９に指令を送り、この指令は線７１
で送られてポンプ１９を停止させると同時にソレ
ノイド制御弁１８及び導管２０を介してカフ１５
を抽気する。ソレノイド制御弁１８，導管２０，
切換装置６９とポンプ１９は圧縮空気制御装置を
構成する。

切換装置６９と比較器６３は、それぞれ線７
３，７４を通じてポンプ１９でカフ１５に加えら
れる印加圧力の二つの値を補間するように補間装
置７５に指令を送り、上記最大値の約半分に対応
する正確な印加圧力が決定される。

印加圧力値は線７７と７９で補間装置７５に供
給され、補間装置７５は印加圧力を読取る手段を
有する。線７７は変動値が最大値の半分以下にな
る直前に測定のため印加圧力を導入し、又線７９
は変動値が最大値の半分に等しいか又は僅かにこ
れより小さい印加圧力を導入する。これらの印加
圧力値は記憶装置８１及び計算−平均装置８３か
らそれぞれ線７７及び７９で供給される。印加圧
力値はゲート８５によつて導線８７で計算−平均
装置８３に供給される。直前印加圧力値は導線８
９で計算−平均装置８３から記憶装置８１に供給
される。この印加圧力値はデイジタル・ピークピ
ーク検出器３５から導線９１でゲート８５に供給
される。ゲート８５は導線９３でＡ−Ｄ変換器３
１から送られる出力でトリガされる。平均装置３
９に入る各１拍動に対して圧力値が平均装置８３
に送り込まれる。印加圧力と拍動圧力値は、それ
ぞれ非常に異なる周波数を有し、即ち印加圧力は
通常緩やかな直線関数で、又拍動圧力は約１Hzの
周波数を有するので相互に容易に分離される。本
発明の好適実施例ではポンプ１９はカフ１５に直
線的増加圧力を反復して加えるように調整され
る。

しかし本発明の装置では、直線的減少圧力をカ
フに加えるポンプも使用できる。この場合には、
最終的に決定される最大値の半分の値と比較する
ため、印加圧力の連続値と測定された血圧パルス
の対応する振幅の連続値とを記憶する記憶装置を
設ける必要がある。血圧パルスの最大値は、収縮
期血圧に対応するカフ圧力が終了したのちその圧
力が低下するまで測定されないであろう。換言す
れば、上記半振幅はその発生時には決定されず、
あとで発生するピーク振幅の決定後にのみ決定さ
れる。

第１図に示し種々の機能を有する回路は市販部
品で構成できることは当業者には容易に理解でき
よう。使用された圧電変換器は圧力をアナログ電
流に変換し、この電流はＡ−Ｄ変換器３１でデイ
ジタル化される。他の機能ブロツクは、圧縮空気
部品及び圧縮空気制御装置を除き市販のマイクロ
プロセツサ（CPU）及びデイジタル回路で構成
される。電源は図面では省略したが勿論所要のも
のが使用される。

第２図及び第３図から本発明の装置による収縮
期血圧の正確な測定が理解できよう。第２図は本
発明の装置で得られる拍動の大きさ、即ち振幅を
示す曲線である。この測定装置は被検者の拍動率
の少くとも通常５倍の周波数応答性を有する。最
大振幅はＡで示され、半振幅点（最大振幅カフ圧
力よりも高いカフ圧力における）はＡ／２で示さ
れる。対応する印加カフ圧力は明白に判別でき
る。本発明では、平均装置３９の使用によりカフ
圧力の偏差値が修正され一層正確な測定を行うこ
とができる。

これに対して第３図は水銀圧力計の水銀柱のは
ね返り、又は他の積分装置で生じるような振動測
定曲線を示す。第２図の半振幅に対応する第３図
での限界ピークは少くとも明確な判別が困難であ
る。

第４図と第５図は、収縮期血圧を測定する際、
最大振幅と前記半振幅は最大振幅の特定分数であ
る1/2との間に何故上記関係が存在するかについ
ての我々の発見を説明するものである。この現象
について下記説明は正しいと考えられるが、本発
明はこれに限定すべきではない。第６図及び第７
図は動脈１３を内蔵し、カフ１５で包まれた腕１
１を示す。カフ内の動脈の長さはＬである。第４
図及び第５図はカフ圧力と動脈の長さを横軸とす
る距離との関係を示すグラフで第４図の圧力対距
離曲線では収縮期血圧と拡張期血圧との間の印加
圧力に対応する動脈壁の圧力を示すため距離Ｌは
動脈の長さと対応しており第５図は収縮期血圧よ
りも僅かに高い印加圧力に対応する動脈壁の圧力
を示すため同様に距離Ｌは動脈の長さに対応す
る。動脈壁の圧力はカフ中心と対向する部分で最
高となり、両端付近では低下することに注意すべ
きである。これはカフ両端に隣接した部分ではカ
フ圧力がカフに圧迫されない腕部分に分散するた
めである。

カフ圧力が被検者の拡張期血圧と収縮期血圧と
の間にある時には動脈は１拍動中完全に閉鎖され
ることはない。勿論、動脈は脈圧がカフ圧力以下
（第４図で80トールと100トールとの間にある時）
の間は閉鎖されるが、血圧がカフ圧力（100トー
ル）と収縮期血圧（120トール）との間にあれば
開放している。この状態では脈圧が100トール以
下から100トール以上に変化する時、又は逆に変
化する時には、動脈はその全長Ｌにわたつて体積
を変える。又第５図に示すように印加圧力が収縮
期血圧よりも僅かに高い状態では、動脈の半分，
即ち心臓から遠い部分の動脈は、動脈内の脈圧が
これを開放するだけ高くはならないので実際には
閉鎖されることに注意すべきである。動脈の距離
Ｌの２分の１の部分に及ぼすこの効果は、カフの
中心にだけ全カフ圧力が存在し、これが動脈に加
えられるという前記事実によるものである。この
ことは、心臓に近い動脈部分だけがカフで動脈に
加えられる圧力に抗して開放されるので、１拍動
中の拡張期血圧から収縮期血圧まで血圧が急変す
る際には動脈の長さの半分だけが体積変化するこ
とを意味する。従つて丁度第３図に示されるよう
な圧力変動の大きさは、全長Ｌの動脈の変動を含
む最大変動値の半分に非常によく近似している。
即ち、第６図は、カフ内の動脈の長さＬの1/2の
点で、収縮期血圧がカフ圧力に等しい上腕動脈の
圧迫状態を示す。この状態では、心臓に近い動脈
のＬ／２の部分は拍動毎に収縮し、心臓から遠い
Ｌ／２の部分は、完全に閉鎖されるため、カフ圧
力は収縮期血圧とほぼ等しく、かつその血圧パル
スの振幅は、カフ圧力が低くかつ動脈が閉鎖され
ないときに得られる血圧パルスの最大振幅のほぼ
1/2に等しいと考えられる。従つて、この状態
で、血圧パルスを測定すれば、収縮期血圧を容易
に測定できることは理解されよう。

本発明はその範囲内で種々の型式で具体化でき
よう。例えば印加カフ圧力は線型、非線型及び階
段型（不連続）に増減できよう。変換器で発生し
た電気的アナログ信号を処理する装置は、アナロ
グ回路，デイジタル回路，又はこれら両回路で構
成でき、詳記すれば別個の電子的要素、別個のデ
イジタル要素で構成することができ、又マイクロ
プロセツサの技術と構成、又はデイジタル計算機
も使用できる。圧力カフは通常の単一カフでもよ
いが、二重カフ又は保護カフ等でもよい。カフは
上腕カフである必要はなく、他の手足、指等に使
用できるものでもよい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の装置及び方法を示すブロツ
ク；第２図は本発明の装置と方法を用いて得られ
る代表的な振動測定曲線；第３図は拍動が血管内
の実際の脈圧変動の積分値を示すような測定装置
を利用した際の振動測定曲線；第４図は印加カフ
圧力が被検者の心臓収縮期血圧と拡張期血圧との
間にある場合の、カフ内の動脈位置の関数として
の動脈印加圧力を示し；第５図はカフ内の動脈位
置の関数としての動脈印加圧力，及びカフ印加圧
力が被検者収縮期血圧よりも僅かに高い時に動脈
に及ぼす影響を示し；第６図は腕及び第５図に示
すようにＬ／２点（カフの長さの半分）で収縮期
血圧がカフ圧力に等しい時のＬ／２点における上
腕動脈の圧迫を示し；又第７図は腕及び例えば第
４図に示されるような、収縮期血圧よりも低いカ
フ圧力で得られるような圧迫のない上腕動脈を示
す。 １１……腕、１３……動脈、１５……カフ、１
８……ソレノイド制御弁、１９……ポンプ、２３
……変換器、２７……増幅器、３１……Ａ−Ｄ変
換器、３５……ピークピーク検出器、３９……平
均装置、４３……最大値比較器、４７……ゲー
ト、５３……記憶装置、６３……収縮期血圧分数
比較器、６９……切換装置、７５……補間装置、
８１……記憶装置、８３……計算−平均装置、８
５……ゲート。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 血管に隣接して被検者に取付けられるカフ、
   該カフ内の空気圧力を変える圧縮空気制御装置、 上記カフに接続されかつ被検者の血圧を電気信
   号に変換する圧電変換器、 上記カフ内の圧力が変化するとき、上記電気信
   号の振幅の最大値を決定する最大値比較器、 上記電気信号の振幅の最大値を記憶する記憶装
   置、 上記振幅の最大値が得られた時のカフ圧力より
   高いカフ圧力に対し、上記電気信号の振幅が上記
   最大値のほぼ1/2に等しくなる時期を決定する分
   数比較器、及び 上記電気信号の振幅が上記最大値のほぼ1/2に
   等しいとき、上記分数比較器の出力に基づいて上
   記カフの圧力を読み取る補間装置、 とで構成されることを特徴とする収縮期血圧測定
   装置。 ２ 上記圧電変換器は、少なくとも10Hzの周波数
   応答性を有する特許請求の範囲第１項記載の収縮
   期血圧測定装置。 ３ 上記圧縮空気制御装置は、カフに圧力を加え
   るポンプを有する特許請求の範囲第１項記載の収
   縮期血圧測定装置。 ４ 上記圧縮空気制御装置は、収縮期血圧の読み
   取りが行われた時点で、上記ポンプの作動を停止
   する切換装置と、カフを抽気する制御弁とを有す
   る特許請求の範囲第３項記載の収縮期血圧測定装
   置。 ５ 上記最大値比較器は、上記電気信号の振幅
   を、上記記憶装置に前に記憶された暫定的最大値
   と比較し、比較された振幅値のうち、小さい振幅
   値に代えて、大きい振幅値を上記記憶装置に記憶
   させる特許請求の範囲第１項記載の収縮期血圧測
   定装置。 ６ 上記分数比較器は、上記電気信号の振幅を上
   記記憶装置に記憶された暫定的最大値の1/2と比
   較し、上記電気信号の振幅が上記最大値の1/2に
   等しいか又はこれより低いとき、上記圧縮空気制
   御装置のポンプを停止する切換装置及び制御弁が
   作動される特許請求の範囲第５項記載の収縮期血
   圧測定装置。 ７ 上記補間装置は、被検者の血圧を表す電気信
   号の連続振幅値に対応する上記カフの圧力を一時
   的に記憶する特許請求の範囲第１項記載の収縮期
   血圧測定装置。 ８ 上記補間装置は、上記振幅の平均値が上記振
   幅の最大値の1/2に等しい時期に対応する上記カ
   フの圧力の補間値及び記憶された上記振幅の補間
   値を計算する特許請求の範囲第１項記載の収縮期
   血圧測定装置。 ９ 上記最大値比較器は、被検者の血圧を表す電
   気信号の振幅を平均値で比較する特許請求の範囲
   第１項記載の収縮期血圧測定装置。