JP2001017399A - 動脈内径測定装置および血流量測定装置 - Google Patents
動脈内径測定装置および血流量測定装置Info
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Abstract
径測定装置、および生体の動脈内を流れる血流量を非侵
襲にて測定する血流量測定装置を提供する。 【解決手段】 動脈内径測定装置69において、最適押
圧力制御手段76により、押圧装置62が圧脈波センサ
54を押圧する押圧力Pが撓骨動脈20の血管壁の一部
が略平坦となる最適押圧力PHDPOに制御された状態で、
内径決定手段84により、相関係数算出手段78によっ
て算出された相関係数rに基づいて、撓骨動脈20の内
径dが逐次決定されるので、撓骨動脈20の内径dが非
侵襲にて逐次測定できる。さらに、血流量算出手段90
により、血流速測定装置39によって非侵襲にて測定さ
れた撓骨動脈20内の血流速Vと、動脈内径測定装置6
9によって測定された撓骨動脈20の内径dとから、撓
骨動脈20内を流れる血流量Aが逐次算出されるので、
撓骨動脈20内を流れる血流量Aが非侵襲にて逐次測定
できる。
Description
測定する動脈内径測定装置、および生体の動脈内を流れ
る血液の流量を測定する血流量測定装置に関するもので
ある。
り行われているので、生体の動脈内径は、その動脈内の
血液の流れ易さの指標となり得る等、動脈内径は有用な
生体情報である。さらに、心臓から1分間に駆出される
血流量である心拍出量と、生体の動脈内を流れる血流量
とは、1対1に対応する。そのため、生体の動脈内を流
れる血流量は、手術中の生体の監視に有用な生体情報で
ある。この血流量の測定には、電磁流量計が最もよく用
いられている。
部にあるため正確な測定が困難であった。また、血流量
を測定するための上記電磁流量計は侵襲的な測定であ
る。すなわち、血管をプローブに固定してそのプローブ
により血管に磁界をかけなければならいので、血管を一
度は抽出しなければならない。また、そのプローブを生
体に埋め込んで長期間観測することも困難である。その
ため、血流量の測定には、上記の不都合がない超音波血
流計も比較的よく用いられる。しかしながら、超音波血
流計は、血流速度が求められるのみで、血流量は測定で
きないので、血管の収縮・拡張により血流量が変化して
いても、血流速にそれほど変化がなければ、血流量のみ
が求められる血流計では、血流量の変化は監視できなか
った。
ものであって、その目的とするところは、生体の動脈内
径を非侵襲にて測定する動脈内径測定装置、および生体
の動脈内を流れる血流量を非侵襲にて測定する血流量測
定装置を提供することにある。
するための第1発明の要旨とするところは、生体の動脈
内径を非侵襲にて測定する動脈内径測定装置であって、
(a-1) 前記動脈から発生する圧脈波を検出するためにそ
の動脈の幅方向に配列された複数の圧力検出素子を押圧
面に有する圧脈波センサと、(a-2) その圧脈波センサを
前記動脈に向かって押圧する押圧装置と、(a-3) 前記動
脈の血管壁の一部が略平坦となるように予め決定した最
適押圧力でその押圧装置により前記圧脈波センサを押圧
させ且つその最適押圧力を維持させる最適押圧力制御手
段と、(a-4) 前記複数の圧力検出素子のうち最大脈波振
幅を出力する最大圧力検出素子を決定する最大圧力検出
素子決定手段と、(a-5) その最大圧力検出素子から出力
された圧脈波形と、その他の前記圧力検出素子から出力
された圧脈波形との相関係数を逐次算出する相関係数算
出手段と、(a-6) 前記最適押圧力制御手段により前記押
圧装置の押圧力が最適押圧力に制御された状態で、前記
相関係数算出手段により算出された相関係数に基づい
て、前記動脈の内径を決定する内径決定手段とを、含む
ことにある。
手段により、押圧装置が圧脈波センサを押圧する押圧力
が前記動脈の血管壁の一部が略平坦となる最適押圧力に
制御された状態で、内径決定手段により、相関係数算出
手段によって算出された相関係数に基づいて、前記動脈
の内径が逐次決定されるので、生体の動脈内径が非侵襲
にて逐次測定できる。
達成するための第2発明の要旨とするところは、生体の
動脈内を流れる血流量を非侵襲にて測定する血流量測定
装置であって、(a) 前記動脈内径測定装置と、(b) 前記
動脈内を流れる血液の流速を非侵襲にて逐次測定する血
流速測定装置と、(c) その血流速測定装置により測定さ
れた血液流速と、前記動脈内径測定装置により決定され
た前記動脈の内径から、前記動脈内を流れる血流量を逐
次算出する血流量算出手段とを、含むことにある。
により、血流速測定装置によって非侵襲にて測定された
前記動脈内の血流速と、動脈内径測定装置によって測定
された前記動脈の内径とから、その動脈内を流れる血流
量が逐次算出されるので、生体の動脈内を流れる血流量
が非侵襲にて逐次測定できる。
定装置は、前記圧脈波センサの押圧位置を前記動脈の幅
方向に移動させる幅方向移動装置と、前記最大圧力検出
素子決定手段により決定された最大圧力検出素子が、両
端の圧力検出素子から予め設定された第1距離以上中央
側に位置する圧力検出素子となるように前記幅方向移動
装置を制御する押圧位置制御手段と、その押圧位置制御
手段により圧脈波センサの押圧位置が制御された状態
で、前記相関係数算出手段により算出された相関係数の
うち、前記最大圧力検出素子から出力された圧脈波形と
その最大圧力検出素子からの距離が前記予め設定された
第1距離である圧力検出素子から出力された圧脈波形と
の第1相関係数が、前記最適押圧力として許容される押
圧力の上限値を判断するために予め設定された第1基準
値以上となるように、且つ、その最大圧力検出素子から
出力された圧脈波形とその最大圧力検出素子からの距離
が前記第1距離よりも小さい距離に設定された第2距離
である圧力検出素子から出力された圧脈波形との第2相
関係数が、前記最適押圧力の下限値を判断するために予
め設定された第2基準値以上となるように、前記最適押
圧力を逐次修正する押圧力修正手段とを、さらに含むも
のである。このようにすれば、幅方向移動装置が押圧位
置制御手段により制御されて、最大圧力検出素子決定手
段により決定された最大圧力検出素子が両端の圧力検出
素子から予め設定された第1距離以上中央側に位置する
圧力検出素子となるように、圧脈波センサの押圧位置が
前記動脈の幅方向に移動させられた状態で、押圧力修正
手段により、第1相関係数が予め設定された第1基準値
以上となるように、且つ第2相関係数が予め設定された
第2基準値以上となるように、前記最適押圧力が逐次修
正されることから、内径決定手段により逐次決定される
前記動脈の内径の精度が高くなる。また、血流量測定装
置においては、前記動脈内径測定装置により測定される
動脈内径の精度が高くなるので、その内径に基づいて逐
次決定される血流量の精度が高くなる。なお、前記圧脈
波センサの押圧力が前記予め決定した押圧力に維持され
る場合、その圧脈波センサを生体に装着している装着ベ
ルトの緩み、押圧部位の皮膚および皮膚直下の組織のな
じみ変形或いは凹みにより、予め決定された最適押圧力
と実際の最適押圧力に差が生じ得るのである。
図面に基づいて詳細に説明する。
構成例を示す図である。図1において、超音波送受信プ
ローブ12は、よく知られた超音波血流計に用いられる
プローブであり、所定の超音波を発振するる振動子14
と、生体の手首16の体表面18に密着されて、振動子
14からの超音波が撓骨動脈20の血流により反射され
た反射波を検出する圧電素子22と、それら振動子14
と圧電素子22とを固定するハウジング24とから構成
されている。そして、この超音波送受信プローブ12
は、振動子14および圧電素子22が撓骨動脈20と平
行、且つ、振動子14からの入射波の方向が撓骨動脈2
0の血流と逆方向になるように、図示しない装着バンド
により手首16に着脱可能に取り付けられている。
混合復調回路26に供給される。反射波には、撓骨動脈
20の血流の速度に応じたドップラーシフトfdが生じ
ており、混合復調回路26では、圧電素子22から供給
された信号から、ドップラーシフト信号Sfdが抽出され
る。そして、抽出されたドップラーシフト信号Sfdは、
A/D変換器28を介して演算制御装置30へ供給され
る。
OM34,RAM36、および図示しないI/Oポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、CPU32は、ROM34に予め記憶されたプログ
ラムに従ってRAM36の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、I/Oポートから駆動信号を
出力して発振器38を制御するとともに、A/D変換器
28からのドップラーシフト信号Sfdを処理して、数式
1から、撓骨動脈20の血流速Vを逐次算出する。発振
器38は、演算制御装置30からの駆動信号により、所
定の周波数(たとえば10MHz)の信号を振動子14
に供給する。従って、本実施例では、前記超音波送受信
プローブ12、混合復調回路26、A/D変換器28、
演算制御装置30、および発振器38が血流速測定装置
39として機能している。
示すように、容器状を成すセンサハウジング42を収容
するケース44と、このセンサハウジング42を撓骨動
脈20の幅方向に移動させるためにそのセンサハウジン
グ42に螺合され且つケース44の駆動部46内に設け
られた図示しないモータによって回転駆動されるねじ軸
48とを備えている。上記ケース44には装着バンド5
0が取りつけられており、上記容器状を成すセンサハウ
ジング42の開口端が人体の体表面18に対向する状態
で装着バンド50により、超音波送受信プローブ12に
隣接するように手首16に着脱可能に取り付けられてい
る。上記センサハウジング42の内部には、ダイヤフラ
ム52を介して圧脈波センサ54が相対移動可能かつセ
ンサハウジング42の開口端からの突出し可能に設けら
れており、これらセンサハウジング42およびダイヤフ
ラム52等によって圧力室56が形成されている。この
圧力室56内には、空気ポンプ58から調圧弁60を経
て圧力空気が供給されるようになっており、これによ
り、圧脈波センサ54は圧力室56内の圧力に応じた押
圧力で前記体表面18に押圧される。なお、本実施例で
は、圧脈波センサ54の押圧力は圧力室56内の圧力
(単位:mmHg)で示される。
ラム52は、圧脈波センサ54を撓骨動脈20に向かっ
て押圧する押圧装置62を構成しており、押圧装置62
は後述する最適押圧力PHDPOで圧脈波センサ54を押圧
する。そして、上記ねじ軸48および図示しないモータ
は、圧脈波センサ54が押圧される押圧位置をその撓骨
動脈20の幅方向に移動させて変更する押圧位置変更装
置すなわち幅方向移動装置64を構成している。
晶シリコン等から成る半導体チップから成る押圧面66
に多数の半導体感圧素子(図示せず)が撓骨動脈20の
幅方向すなわちねじ軸48と平行な圧脈波センサ54の
移動方向に0.2mm程度の一定の間隔で配列されて構成
されており、手首16の体表面18の撓骨動脈20上に
押圧されることにより、撓骨動脈20から発生して体表
面18に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を検出
し、その圧脈波を表す圧脈波信号SMをA/D変換器6
8を介して演算制御装置30へ供給する。図3は、圧脈
波センサ54により検出された圧脈波信号SMの一例を
示している。
は、ROM34に予め記憶されたプログラムに従ってR
AM36の記憶機能を利用しつつ信号処理を実行し、空
気ポンプ58および調圧弁60へ図示しない駆動回路を
介して駆動信号を出力して圧力室56内の圧力を調節す
る。また、演算制御装置30は、連続血流量測定に際し
ては、まず、圧力室56内の徐速圧力変化過程で逐次得
られる圧脈波に基づいて撓骨動脈20の血管壁の一部を
略平坦とするための圧脈波センサ54の最適押圧力P
HDPOを決定し、且つ、その最適押圧力PHDPOを逐次修正
する。そして、その状態で圧脈波センサ54から供給さ
れる圧脈波信号SMに基づいて、撓骨動脈20の内径d
(mm)を逐次決定する。従って、本実施例では、演算
制御装置30、前記圧脈波検出プローブ40、空気ポン
プ58、調圧弁60、およびA/D変換器68が動脈内
径測定装置69として機能している。さらに、演算制御
装置30は、血流速測定装置39により逐次測定された
撓骨動脈20の血流速V(cm/s)および動脈内径測
定装置69により逐次測定された動脈内径dに基づい
て、すなわち、超音波送受信プローブ12から供給され
るドップラーシフト信号Sfdおよび圧脈波センサ54か
ら供給される圧脈波信号SMに基づいて、撓骨動脈20
内を流れる血流量Aを逐次決定し、その決定した血流量
Aを表示器70に逐次表示する。
定装置10における演算制御装置30の制御機能の要部
を説明する機能ブロック線図である。図において、最大
圧力検出素子決定手段72、押圧位置制御手段74、最
適押圧力制御手段76、相関係数算出手段78、押圧力
修正手段80、押圧位置制御起動手段82、および内径
決定手段84は、動脈内径測定装置69における演算制
御装置30として機能する部分であり、血流速決定手段
86は血流速測定装置39における演算制御装置30と
して機能する部分である。
センサ54の押圧面66に配列された複数の圧力検出素
子のうち撓骨動脈20の真上に位置し、最大脈波振幅、
すなわち最大脈波強度を出力する最大圧力検出素子E0
を決定する。
或いは、後述する第1相関係数r1および第2相関係数
r2 が所定の押圧位置変更範囲内にある場合など、所定
の押圧位置更新条件が成立した場合には、押圧装置62
により圧脈波センサ54を後述の最適押圧力PHDPOより
も十分に小さい予め設定された比較的小さな第1押圧値
P1 で押圧させ、その状態で最大圧力検出素子E0 が圧
力検出素子の配列方向において予め設定された範囲に位
置するように、幅方向移動装置64を制御する。すなわ
ち、所定の押圧位置更新条件が成立した場合には、圧脈
波センサ54を体表面18から一旦離隔させるととも
に、幅方向移動装置64により押圧装置62および圧脈
波センサ54を移動させ、再び最大圧力検出素子E0 が
配列方向の略中央に位置するかどうかを判断する作動を
繰り返すことにより、最大圧力検出素子E0 が両端の圧
力検出素子から予め設定された第1距離L1 以上中央側
に位置するようにさせ、より好ましくは、最大圧力検出
素子E0 が配列方向の略中央部に位置するようにさせ
る。なお、最大圧力検出素子E0 が配列方向の略中央部
に位置する場合は、最大圧力検出素子E0 は中央位置圧
力検出素子ともいう。ここで、上記第1距離L1 は、撓
骨動脈20の一般的な血管外径に基づいて定められる値
であり、たとえば1mm程度である。
制御手段74により最適押圧位置に位置させられた圧脈
波センサ54の押圧力を連続的に変化させ、その変化過
程で得た圧脈波に基づいて最適押圧力PHDPOを決定し、
圧脈波センサ54をその最適押圧力PHDPOにて押圧させ
る。上記最適押圧力PHDPOとは、たとえば図5に示すよ
うに、押圧力連続増加過程で圧脈波センサ54の最大圧
力検出素子E0 から得られた脈波振幅の最大値を中心と
する所定範囲内の押圧値、および/またはその押圧力変
化過程で得た圧脈波信号SMの下ピーク値SMmin と圧
脈波センサ54の押圧力とを示す二次元図表においてそ
の下ピーク値SMmin を結ぶ曲線(図5の破線)に形成
される平坦部の中央を中心とする所定範囲内の押圧値で
ある。
段74により圧脈波センサ54の押圧位置が制御された
状態で、最大圧力検出素子決定手段72により決定され
た最大圧力検出素子E0 から出力された圧脈波形と、そ
の他の圧力検出素子から出力された圧脈波形との間のそ
れぞれの相関係数rを逐次算出する。すなわち、圧脈波
信号SMにより表される圧脈波形は、図3に示すよう
に、数ミリ秒或いは十数ミリ秒毎のサンプリング周期毎
に入力される圧脈波信号SMの大きさを示す点の連なり
により構成されているので、所定区間(たとえば一拍
分)の、最大圧力検出素子E0 から出力される圧脈波信
号SMとその他の圧力検出素子から出力される圧脈波信
号SMとに基づいて、数式2に示す関係から相関係数r
を逐次算出する。
78により算出された相関係数rのうち、最大圧力検出
素子E0 から出力された圧脈波形と、その最大圧力検出
素子E0 からの距離が前記第1距離L1 である第1圧力
検出素子E1 から出力された圧脈波形との第1相関係数
r1 、および最大圧力検出素子E0 から出力された圧脈
波形と、その最大圧力検出素子E0 からの距離が第1距
離L1 よりも小さい距離に設定された第2距離L2 であ
る第2圧力検出素子E2 から出力された圧脈波形との第
2相関係数r2 に基づいて、圧脈波センサ54の押圧力
Pを連続的に変化させる過程で決定された最適押圧力P
HDPOを逐次修正する。なお、上記第2距離L2 は、撓骨
動脈20の一般的な血管内径に基づいて決定される値で
あり、たとえば第1距離L1 の1/5倍に設定されてい
る。
圧力検出素子の位置と相関係数rとの関係を示す図にも
示されるように、第1相関係数r1 が最適押圧力PHDPO
として許容される押圧力の上限値を判断するために予め
実験により決定された第1基準値TH1 (たとえば0.
9)以上となるように、且つ第2相関係数r2 が最適押
圧力PHDPOとして許容される押圧力の下限値を判断する
ために予め実験により決定された第2基準値TH2 (た
とえば0.95)以上となるように、前記最適押圧力P
HDPOを逐次修正する。第1相関係数r1 が第1基準値T
H1 以下である場合は、押圧力が不足している場合であ
る。すなわち、撓骨動脈20の血管壁の一部が略平坦と
なるほどには押圧されないため、最大圧力検出素子E0
から出力される圧脈波に比べ、その最大圧力検出素子E
0 から第1距離L1 離れた第1圧力検出素子E1 から出
力される圧脈波の強度が弱いので、第1相関係数r1 が
低くなるのである。また、第2相関係数r2 が第2基準
値TH2 以下である場合は、押圧力が強すぎる場合であ
る。すなわち、押圧力が強すぎるために、第1圧力検出
素子E1 よりも最大圧力検出素子E0 に近い側に位置す
る第2圧力検出素子E2 により検出された圧脈波でさえ
も歪んでしまい、第2相関係数r2 が低下するのであ
る。従って、第1相関係数r1 が第1基準値TH1 以下
である場合は圧脈波センサ54の押圧力Pを所定値(た
とえば20mmHg)強め、第2相関係数r2 が第2基
準値TH2 以下である場合は、圧脈波センサ54の押圧
力Pを所定値(たとえば20mmHg)弱める。
ると、最大圧力検出素子E0 の両側において、第1相関
係数r1 および第2相関係数r2 がそれぞれ一つづつ、
合計4つの相関係数r1 ・r2 が算出されるので、第1
相関係数r1 が第1基準値TH1 より上か下か、および
第2相関係数r2 が第2基準値TH2 より上か下かによ
り分類すると、図7に示すように16パターンが考えら
れる。なお、図7の「○」は、第1相関係数r1 および
第2相関係数r2 がそれぞれ第1基準値TH1または第
2基準値TH2 以上であることを示し、「×」は、それ
ぞれ基準値TH 1 ・TH2 よりも下であることを示して
いる。
力Pは変更されない。パターン2の状態の場合、第1相
関係数r1 および第2相関係数r2 が共に基準値以下で
あるので、最初は押圧力Pが増加させられ、第1相関係
数r1 が増加しなければ、逆に押圧力Pが減少させられ
る。または、最初は押圧力Pが減少させられ、第2相関
係数r2 が減少しなければ、逆に押圧力Pが増加させら
れる。
ちらも第2基準値TH2 以上であるが、少なくとも一方
の第1相関係数r1 が第1基準値TH1 よりも小さい場
合であるので、押圧力Pが強められる。パターン6〜8
は、第1相関係数r1 はどちらも第1基準値TH1 以上
であるが、少なくとも一方の第2相関係数r2 が第2基
準値TH2 よりも小さい場合であるので、押圧力Pが弱
められる。
位置制御起動手段82により、押圧位置制御手段74が
起動させられる。すなわち、押圧位置制御起動手段82
は、第1相関係数r1 および第2相関係数r2 がパター
ン9〜16に示す押圧位置変更範囲内にある場合、押圧
位置が不適切であると考えられるので、押圧位置制御手
段74による幅方向移動装置の制御を起動させ、圧脈波
センサ54の押圧位置を変更する。
76により押圧装置62の押圧力Pが最適押圧力PHDPO
に制御された状態で、相関係数算出手段78により算出
された相関係数rに基づいて、撓骨動脈20の内径d
(mm)を逐次決定する。押圧装置62の押圧力Pが最
適押圧力PHDPOに制御され、血管の一部が略平坦とされ
た状態では、その略平坦とされた部分の上部に位置する
圧力検出素子から出力される圧脈波形は、最大圧力検出
素子E0 から出力される圧脈波形に近い形状を示すこと
から、それらの圧力検出素子について算出される相関係
数rは大きな値を示す。反対に、それら略平坦とされた
部分の上部に位置しない圧力検出素子から出力される圧
脈波形は、最大圧力検出素子E0 から出力される圧脈波
形と比較的大きく異なることから、それらの圧力検出素
子について算出される相関係数rは比較的小さな値とな
る。また、押圧装置62の押圧力Pが最適押圧力PHDPO
に制御された状態では、血管の略平坦とされている部分
は、断面円形としたときの血管の内径dに略等しいこと
から、相関係数rに基づいて血管の内径dが決定できる
のである。
出素子毎に算出される相関係数rが予め実験に基づいて
決定された内径判断値D1以上の範囲を撓骨動脈20の
内径dに決定する。或いは、各圧力検出素子毎に算出さ
れる相関係数rが急激に減少する位置に基づいて撓骨動
脈20の内径dを決定する。すなわち、最大圧力検出素
子E0 から出力された圧脈波形と一つの圧力検出素子か
ら出力された圧脈波形との相関係数rに対する、最大圧
力検出素子E0 から出力された圧脈波形と上記一つの圧
力検出素子よりも一つ端部側に位置する圧力検出素子か
らから出力された圧脈波形との相関係数rの変化値(す
なわち変化率または変化量)を算出すると、その変化値
が、予め実験に基づいて決定された内径判断値D2を超
える位置が最大圧力検出素子E0 の両側にそれぞれ存在
するので、その間を撓骨動脈20の内径dに決定する。
ーブ12から逐次供給されるドップラーシフト信号Sfd
から、前記数式1を用いて、撓骨動脈20内を流れる血
流速V(cm/s)を逐次決定する。平均血流速算出手
段88は、血流速決定手段86により逐次決定される血
流速Vの平均すなわち平均血流速VAV(cm/s)を逐
次算出する。ここで、平均化される区間は、撓骨動脈2
0の内径dを決定するのに用いられた脈波の時間、すな
わち、相関係数算出手段78において用いられる圧脈波
の区間に相当する時間である。
によって逐次決定される撓骨動脈20の内径dと、平均
血流速算出手段88によって算出された平均血流速VAV
とから、撓骨動脈20の血流量Aを算出する。すなわ
ち、内径dから、数式3を用いて、撓骨動脈20の血管
断面積Sが算出できる。そして、血流量A(ml/s)
は、数式4にも示すように、血管断面積Sと血流速VAV
との積である。
り算出された血流量Aを表示器70の所定の表示画面に
逐次グラフ形式で表示させる。
制御作動の要部を説明するフローチャートであって、図
8はメインルーチンを示し、図9は最適押圧力修正ルー
チンを示している。
制御手段74に対応するステップSA1(以下、ステッ
プを省略する。)において、APS制御ルーチンが実行
される。このAPS制御ル−チンは、圧脈波センサ54
の各圧力検出素子によりそれぞれ検出された圧脈波信号
SMの振幅分布曲線の最大振幅を検出する素子が、圧力
検出素子の略中心位置になるような最適押圧位置が決定
されるとともに、そのときの最大振幅を検出する素子が
中心位置圧力検出素子すなわち最大圧力検出素子E0 と
して設定される。従って、上記SA1は最大圧力検出素
子決定手段72にも対応する。
A2のHDP制御ルーチンにおいて、圧脈波センサ54
の押圧力Pが連続的に高められる過程で、撓骨動脈20
の真上に位置する中心位置圧力検出素子により検出され
る圧脈波の振幅が最大となる押圧力Pが、最適押圧力P
HDPOとして決定された後、圧脈波センサ54の押圧力P
がその最適押圧力PHDPOにて保持される。そして、圧脈
波センサ54がその最適押圧力PHDPOにて押圧された状
態で、以後のSA3以下が実行される。
は、超音波送受信プローブ12から逐次供給されるドッ
プラーシフト信号Sfdから、数式1を用いて撓骨動脈2
0の血流速Vが逐次決定される。
たか否かが判断される。この判断が否定される場合は、
上記SA3以下が繰り返し実行されるが、肯定された場
合は、続く相関係数算出手段78に対応するSA5にお
いて、最大圧力検出素子E0から出力された一拍分の圧
脈波形とその他の圧力検出素子から出力された一拍分の
圧脈波形との相関係数rがそれぞれ算出される。
は、上記SA5で算出されたそれぞれの相関係数rが、
内径判断基準値D1として予め設定された0.9以上で
ある範囲を撓骨動脈20の内径dに決定する。そして、
続く平均血流速算出手段88に対応するSA7では、上
記SA3乃至SA4の繰り返しにおいてSA3で算出さ
れた血流速Vの平均が算出される。すなわち、一拍中の
平均血流速VAVが算出される。
では、上記SA6で算出された撓骨動脈20の内径dか
ら、前記数式3に基づいて撓骨動脈20の血管断面積S
が算出され、さらに、その血管断面積Sと上記SA7で
算出された平均血流速VAVから、数式4に基づいて血流
量Aが算出される。
上記SA8において一拍毎に算出される血流量Aが表示
器70の表示画面にトレンド形式で表示される。図10
は、その一例を示す図である。
0では、図9に詳しく示す押圧力修正ルーチンが実行さ
れることにより、一拍毎に圧脈波センサ54の押圧力P
が修正される。図9において、SB1では、図8のSA
5で算出された2つの第1相関係数r1 が、両方とも第
1基準値TH1 として予め決定されている0.9以上で
あり、且つ、そのSA5で算出された2つの第2相関係
数r2 が、両方とも第2基準値TH2 として予め決定さ
れている0.95以上であるか否か、すなわち、図7の
パターン1の状態であるか否かが判断される。このSB
1の判断が肯定された場合は、押圧装置62による圧脈
波センサ54の押圧力Pは最適であると判断されて、押
圧力Pの修正は行われずに本ルーチンは終了させられ、
図8のメインルーチンに戻って、SA3以降が実行され
る。
合は、続くSB2において、前記2つの第1相関係数r
1 が両方とも0.9より小さく、且つ、前記2つの第2
相関係数r2 が両方とも0.95より小さいか否か、す
なわち、図7のパターン2の状態であるか否かが判断さ
れる。この判断が肯定されると、続くSB3では、上記
SB2の判断が肯定されたのは最初であるか否かが判断
される。
くSB4において、押圧装置62による圧脈波センサ5
4の押圧力Pが予め設定された所定値(たとえば20m
mHg)だけ増加させられた後、本ルーチンが終了させ
られて、図8のメインルーチンに戻って、SA3以降が
実行される。一方、上記SB3の判断が否定された場
合、すなわち、図7のパターン2の状態であると判断さ
れ、押圧力Pが所定値だけ増加させられたが、依然とし
て図7のパターン2の状態であり、再び前記SB2の判
断が肯定された場合は、SB5の判断が実行される。
れた第1相関係数r1 が、その一回前に前記SA5で算
出された第1相関係数r1 よりも大きいか否かが判断さ
れる。すなわち、前記SB4により押圧力Pが所定値増
加させられたことにより、第1相関係数r1 が第1基準
値TH1 に近くなったか否かが判断される。このSB5
の判断が肯定された場合は、さらに押圧力Pを増加させ
るため、前記SB4が実行される。
合、すなわち、押圧力Pを増加させたことにより、第1
相関係数r1 が一層小さい値になってしまった場合は、
押圧力Pの増減方向が逆であったと判断されて、続くS
B6において、押圧装置62による圧脈波センサ54の
押圧力Pが予め設定された所定値(たとえば20mmH
g)だけ減少させられた後、本ルーチンが終了させられ
て、図8のメインルーチンに戻って、SA3以降が実行
される。
は、さらに続くSB7において、前記2つの第2相関係
数r2 は両方とも0.95以上であり、且つ、前記2つ
の第1相関係数r1 のうち少なくとも一方が0.90よ
り小さいか否か、すなわち、図7のパターン3〜5の状
態であるか否かが判断される。
記SB4が実行されて、押圧力Pが所定値だけ増加させ
られる。一方、SB7の判断が否定された場合は、さら
に続くSB8において、前記2つの第1相関係数r1 は
両方とも0.90以上であり、且つ、前記2つの第2相
関係数r2 のうち少なくとも一方が0.95より小さい
か否か、すなわち、図7のパターン6〜8の状態である
か否かが判断される。この判断が肯定された場合は、前
記SB10が実行されて、押圧力Pが所定値だけ減少さ
せられる。
合、すなわち、上記SB1、SB2、SB7、およびS
B8の判断が全て否定された場合は、図7のパターン9
〜16のいずれかに該当する押圧位置が不適切な場合で
あるので、図8に戻ってSA1のAPS制御ルーチンが
実行されることにより、圧脈波センサ54の押圧位置が
変更させられる。従って、上記SB1、SB2、SB
7、SB8が押圧位置制御起動手段82に対応する。
圧力制御手段76(SA2)により、押圧装置62が圧
脈波センサ54を押圧する押圧力Pが撓骨動脈20の血
管壁の一部が略平坦となる最適押圧力PHDPOに制御され
た状態で、内径決定手段84(SA6)により、相関係
数算出手段78(SA5)によって算出された相関係数
rに基づいて、撓骨動脈20の内径dが逐次決定される
ので、撓骨動脈20の内径dが非侵襲にて逐次測定でき
る。
90(SA8)により、血流速測定装置39によって非
侵襲にて測定された撓骨動脈20内の血流速Vと、動脈
内径測定装置69によって測定された撓骨動脈20の内
径dとから、撓骨動脈20内を流れる血流量Aが逐次算
出されるので、撓骨動脈20内を流れる血流量Aが非侵
襲にて逐次測定できる。
64が押圧位置制御手段74(SA1)により制御され
て、最大圧力検出素子決定手段72(SA1)により決
定された最大圧力検出素子E0 が圧力検出素子の配列方
向の略中央に位置する圧力検出素子となるように、圧脈
波センサ54の押圧位置が撓骨動脈20の幅方向に移動
させられた状態で、押圧力修正手段80(SA10)に
より、第1相関係数r 1 が予め設定された第1基準値T
H1 (=0.9)以上となるように、且つ第2相関係数
r2 が予め設定された第2基準値TH2 (=0.95)
以上となるように、最適押圧力PHDPOが逐次修正される
ことから、内径決定手段84(SA6)により逐次決定
される撓骨動脈20の内径dの精度が高くなる。また、
その内径dに基づいて逐次決定される血流量Aの精度が
高くなる。
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
手段90(SA8)により、一拍毎に血流量Aが算出さ
れていたが、必ずしも一拍毎に算出される必要はなく、
2拍以上の所定拍数毎、または、予め設定された所定時
間毎に算出されるものであってもよい。
ローブ12および圧脈波センサ54は、生体の手首16
において、撓骨動脈20の上部に装着されていたが、そ
れ以外の部位、たとえば、足背動脈の上部や頸動脈の上
部に装着されてもよい。
39は、超音波ドップラー法に基づいた装置であった
が、その他の非侵襲に血流速を測定する装置であっても
よい。たとえば、連続波を送り、送信側と受信側の振動
子の位相差を測定する形式、或いはパルスを送信し、受
信側振動子に達する時間間隔を測定する形式の超音波血
流速測定装置や、サーミスタ流速計等でもよい。
囲において種々変更が加えられ得るものである。
を示すブロック図である。
り欠いて説明する拡大図である。
圧脈波を例示する図である。
を説明する機能ブロック線図である。
最適押圧力を説明する図である。
関係を示す図である。
れぞれの基準値との関係を列挙した図である。
を説明するフローチャートであって、メインルーチンを
示している。
を説明するフローチャートであって、押圧力修正ルーチ
ンを示している。
流量の一例を示す図である。
Claims (2)
- 【請求項1】 生体の動脈内径を非侵襲にて測定する動
脈内径測定装置であって、 前記動脈から発生する圧脈波を検出するために該動脈の
幅方向に配列された複数の圧力検出素子を押圧面に有す
る圧脈波センサと、 該圧脈波センサを前記動脈に向かって押圧する押圧装置
と、 前記動脈の血管壁の一部が略平坦となるように予め決定
した最適押圧力で該押圧装置により前記圧脈波センサを
押圧させ且つその最適押圧力を維持させる最適押圧力制
御手段と、 前記複数の圧力検出素子のうち最大脈波振幅を出力する
最大圧力検出素子を決定する最大圧力検出素子決定手段
と、 該最大圧力検出素子から出力された圧脈波形と、その他
の前記圧力検出素子から出力された圧脈波形との相関係
数を逐次算出する相関係数算出手段と、 前記最適押圧力制御手段により前記押圧装置の押圧力が
最適押圧力に制御された状態で、前記相関係数算出手段
により算出された相関係数に基づいて、前記動脈の内径
を決定する内径決定手段とを、含むことを特徴とする動
脈内径測定装置。 - 【請求項2】 生体の動脈内を流れる血流量を非侵襲に
て測定する血流量測定装置であって、 前記動脈内径測定装置と、 前記動脈内を流れる血液の流速を非侵襲にて逐次測定す
る血流速測定装置と、 該血流速測定装置により測定された血液流速と、前記動
脈内径測定装置により測定された前記動脈の内径から、
前記動脈内を流れる血流量を逐次算出する血流量算出手
段とを、含むことを特徴とする血流量測定装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP11194566A JP2001017399A (ja) | 1999-07-08 | 1999-07-08 | 動脈内径測定装置および血流量測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP11194566A JP2001017399A (ja) | 1999-07-08 | 1999-07-08 | 動脈内径測定装置および血流量測定装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2001017399A true JP2001017399A (ja) | 2001-01-23 |
Family
ID=16326673
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP11194566A Pending JP2001017399A (ja) | 1999-07-08 | 1999-07-08 | 動脈内径測定装置および血流量測定装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2001017399A (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2008529713A (ja) * | 2005-02-17 | 2008-08-07 | ビューテ、ヤン | 胃腸管の血流量の決定、並びに腸蠕動の記録のための測定部材及び装置 |
JP2016523164A (ja) * | 2013-06-28 | 2016-08-08 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | 解剖学的にインテリジェントな心エコー検査法における肋骨妨害物描出 |
DE112016004213T5 (de) | 2015-09-16 | 2018-06-07 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Biologische-Information-Messgerät, Biologische-Information-Messverfahren, Biologische-Information-Messprogramm |
-
1999
- 1999-07-08 JP JP11194566A patent/JP2001017399A/ja active Pending
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JP2008529713A (ja) * | 2005-02-17 | 2008-08-07 | ビューテ、ヤン | 胃腸管の血流量の決定、並びに腸蠕動の記録のための測定部材及び装置 |
JP2016523164A (ja) * | 2013-06-28 | 2016-08-08 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | 解剖学的にインテリジェントな心エコー検査法における肋骨妨害物描出 |
DE112016004213T5 (de) | 2015-09-16 | 2018-06-07 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Biologische-Information-Messgerät, Biologische-Information-Messverfahren, Biologische-Information-Messprogramm |
US11883141B2 (en) | 2015-09-16 | 2024-01-30 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Biological information measurement apparatus and biological information measurement method |
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