JP2001112727A - 循環器系総合評価装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【課題】 動脈脈波を検出し、その振幅や波形に着目し
て、血圧情報や末梢循環情報等を得るようにした検査装
置は装置の構成が複雑になりそのコストが高くなるだけ
ではなく、その操作も煩雑になるために専門の病院等で
しか使用することが出来ず、個人が簡単に血圧情報や末
梢循環情報等を得ることは困難であった。 【解決手段】 上腕または前腕部におけるマンシェット
を用いたオッシロメトリック方式血圧計において、中枢
側補助マンシェットまたは血圧計測用マンシェットの内
圧を検出する空気圧力センサーを設け、収縮期血圧以上
の加圧を行った状態におけるマンシェット内圧変化を検
出し波形の急速立ち上がり点から切痕に至る波形面積を
得ることにより、循環器系の各種の情報を得るようにし
た循環器系の総合評価装置を実現することにより、簡単
な構成で、個人が容易に血圧情報や末梢循環情報等を得
ることが出来る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、上腕または前腕部
におけるマンシェットを用いたオッシロメトリック方式
血圧計又は聴診方式血圧計において、収縮期血圧以上の
加圧を行った状態におけるマンシェット内圧変化を検出
し、波形の急速立ち上がり点から切痕に至る波形面積を
得ることにより、血圧情報や末梢循環情報等の循環器系
の各種の情報を得るようにした循環器系の総合評価装置
に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来、圧力センサーにより動脈脈波を検
出し、その振幅や波形に着目して、血圧情報や末梢循環
情報等を得るようにした検査装置が実用化されている。
このような検査装置に関する最新の技術情報の一例が、
特開平８−３３６１５号公報に開示されている。この内
容は、左心室駆出時間（ＬＶＥＴ）は、心拍数をＨＲと
するとアーノルド・ワイスラの式の関係にあることが知
られているが、血液を流した状態での腕からの観測で
は、ＬＶＥＴは末梢抵抗の影響が強く、精度の良いＬＶ
ＥＴの測定が困難であった。又、アーノルド・ワイスラ
の式における直線の傾きは、代謝若しくは心拍出量の情
報を意味していることが知られずにいた。代謝との関係
を明らかにするためには被験者の酸素消費量を精度良く
測定することが必要であるため解明されていなかった。

【０００３】現在は波形分析器のように、自在な波形分
析が可能となったが、当時はＬＶＥＴを精度良く計測す
る測定法は無く、腕の動脈でのコンプライアンス（硬化
度）を測定する方法も存在していなかった。このため、
腕からのＬＶＥＴが末梢抵抗から受ける影響や、アーノ
ルド・ワイスラの式の直線の傾きの検討が十分なされた
とはいえない。特開平８−３３６１５号公報には、上記
の点を改善して、腕で止血の状態で計測することにより
末梢抵抗の影響を受けること無く、非観血に容易に、後
負荷（全身のインピーダンス）、腕のコンプライアンス
及び代謝（甲状腺機能）等の医学情報を得ることのでき
る動脈系医学情報検査装置に関する最新の情報がか開示
されている。

【０００４】具体的には、心臓側から末梢側に延びる動
脈に沿った３つの位置の、心臓側の位置、中間位置およ
び末梢側の位置に、それぞれ、第１圧力センサー、第２
圧力センサーおよび血流制限素子を配して、上記３つの
位置における押圧力を血流遮断状態から徐々に低下さ
せ、第２圧力センサーから検出圧カが得られる血流通過
限界の直前状態で押圧力を一定に制御しておき、押圧力
が一定に制御されているときに第１圧力センサーから得
られる圧変化から心拍周期、および左心室駆出時間と第
１の医学情報としての圧変化の時定数を測定し、左心室
駆出時間を時定数で除算し第２の医学情報を算出し、心
拍周期及び時定数とに基づいて所定の演算を行い第３の
医学情報を算出するようにしたものである。特開平８−
３３６１５号公報に開示された技術は、腕を止血の状態
で計測することにより末梢抵抗の影響を受けること無
く、非観血に容易に、第１の医学情報としての後負荷
（全身のインピーダンス）、第２の医学情報としての腕
のコンプライアンス及び第３の医学情報としての代謝
（甲状腺機能）等の医学情報を得るようにしたものであ
る。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記の
特開平８−３３６１５号公報に開示された血圧情報や末
梢循環情報等を得るようにした検査装置では、正確な限
定情報を得ることは出来るが、復数個の圧力センサーや
血流押圧力を一定に制御する制御手段等が必要なため
に、装置の構成が複雑になりそのコストが高くなるだけ
ではなく、その操作も煩雑になるために専門の病院等の
設備とスタッフの揃ったところでしか使用することが出
来ず、個人が簡単に血圧情報や末梢循環情報等を得るこ
とは困難であった。本発明は、このような問題点を解決
するために、広く普及している血圧計と同様な感覚で、
個人が簡単に血圧情報やより多くの循環情報を得ること
が出来る循環器系総合評価装置を開発することにある。

【０００６】

【課題を解決するための手段】本発明は、上腕または前
腕部におけるマンシェットを用いて中枢側補助マンシェ
ットまたは血圧計測用マンシェットの内圧を検出する空
気圧力センサーを持ったオッシロメトリック方式又は聴
診方式血圧計において、収縮期血圧以上の加圧を行った
状態におけるマンシェット内圧変化を検出し波形の急速
立ち上がり点から切痕に至る波形面積を得る手段と、前
記空気圧力センサーにより中枢側補助マンシェットまた
は血圧計測用マンシェットの内圧の拍動周期を検出する
手段と、前記空気圧力センサーより得られる全圧脈波形
の最大振幅が所定レベル以上となった拍動から左心室駆
出時間を計測する手段とを具備し、収縮期血圧と拡張期
血圧と波形面積と心拍周期と左心室駆出時間とから血圧
情報や末梢循環情報等の循環器系の各種の情報を得るよ
うにした循環器系の総合評価装置を実現することによ
り、簡単な構成で、個人が容易に血圧情報やより多くの
末梢循環情報等を得ることが出来るようにしたものであ
る。

【０００７】

【発明の実施の形態】

【実施例】図１は、本発明の循環器系総合評価装置の構
成を示す説明図である。図１において、１０は循環器系
総合評価装置の計測制御部である。２０はマンシェッ
ト、３０は計測制御部１０よりマンシェット２０に測定
用の空気を送る空気供給パイプである。計測制御部１０
は、その外部に血圧の測定開始と血圧の自動測定値を表
示する血圧測定開始指示ボタンＰ１、心拍周期の自動測
定値を表示する心拍周期表示ボタンＰ２、一回拍出量の
計測を行うボタンＰ３等の自動測定値表示ボタンと、各
種の演算結果などの循環器系総合評価情報を表示する表
示部ＤＳとを持っている。又、計測制御部１０は、その
内部に、マンシェット２０に供給する空気の圧力の値を
制御する空気圧制御手段と、オッシロメトリック方式に
よる収縮期血圧と拡張期血圧の測定手段と、収縮期血圧
以上の加圧を行った状態におけるマンシェット内圧変化
を検出し波形の急速立ち上がり点から切痕に至る波形面
積を得る手段と、マンシェット２０に供給した空気圧の
変動を測定する空気圧力センサー（以下、無指向性マイ
クロホンの例で説明する）で測定された圧力の変化より
心拍周期、一回拍出量、左心室駆出時間の測定を行う測
定手段と、これらの測定データより血圧情報や末梢循環
情報等の循環器系の各種の情報を得る演算手段とを備え
ている。

【０００８】マンシェット２０は被検診者の上腕または
前腕部に装着される付加帯２１と空気が注入されること
によって被検出部位を抑圧する空気袋２２により構成さ
れている。マンシェット２０の空気袋２２には、計測制
御部１０より空気供給パイプ３０により測定用の空気圧
が供給される。図１に示した循環器系総合評価装置で
は、被検診者の上腕または前腕部に装着された付加帯２
１の両端が連結され、空気袋２２に空気が注入されるこ
とによって被検診者の上腕または前腕部の被検出部位を
抑圧し、被検診者の皮膚組織を介して動脈を閉塞する。
マンシェット２０が被検診者の腕部に装着された状態で
は、付加帯２１に設けられた空気袋２２には、空気ポン
プ（図示せず）により空気が注入され、被検診者の上腕
または前腕部の動脈等の動脈を閉塞するようになってい
る。

【０００９】血圧の測定を行なう場合には、マンシェッ
ト２０を被検診者の上腕または前腕部に装着して状態
で、計測制御部１０の血圧測定開始ボタンＰ１を押す
と、計測制御部１０より空気袋２２に、空気が注入さ
れ、被検診者の上腕または前腕部の動脈を閉塞するまで
空気袋２２の空気圧が徐々に上昇され、動脈の閉塞が行
われるとその後空気袋２２の空気圧が徐々に低下するよ
うに供給圧力が制御される。この過程において、通常の
血圧計と同様の方法により、収縮期血圧，拡張期血圧が
測定される。収縮期血圧と拡張期血圧の計測を行なった
後に、計測制御部１０より空気袋２２に、再度空気が注
入され収縮期血圧以上の再加圧を行ってから減圧し、減
圧時または１秒以上の一時的な減圧停止状態において、
動脈を収縮期血圧以上で圧迫して動脈の閉塞が行われ
る。この状態で、計測制御部１０の内部に装備された空
気圧力センサーの無指向性マイクロホンにて、中枢側補
助マンシェットまたは血圧計測用マンシェットの内圧変
化を検出し波形の急速立ち上がり点から切痕に至る波形
面積を得ることにより一回拍出量を計算する。又、無指
向性マイクロホンより得られる中枢部全圧脈波形の最大
振幅が所定レベル以上となった拍動から心拍周期と左心
室駆出時間を計測する。

【００１０】図２は計測制御部１０における圧力センサ
ーの無指向性マイクロホンと演算装置の構成を示す説明
図である。図２において、ＰＴは無指向性マイクロホン
で、ＣＰＵは演算装置、ＬＮは信号線路である。無指向
性マイクロホンＰＴは、図２に示すように、マンシェッ
ト２０の空気袋２２に計測制御部１０より空気供給パイ
プ３０に取り付けられている。無指向性マイクロホンＰ
Ｔの出力信号は信号線路ＬＮを介して計測制御部１０の
内部の演算装置ＣＰＵに加えられている。演算装置ＣＰ
Ｕでは、無指向性マイクロホンＰＴの信号に対して、血
圧情報や末梢循環情報等の循環器系の各種の情報を得る
ための各種の演算が行われる。尚、無指向性マイクロホ
ンは、時定数０．５秒以上のマイクロホン、又は半導体
センサーを使用した直流型センサー及び時定数０．５秒
以下のマイクロホン又は圧力センサーを使用した交流型
センサーが使用されるが、無指向性マイクロホンの特性
により信号処理を行う演算回路が異なる。

【００１１】図３は、本発明の循環器系総合評価装置の
動作を説明するための波形図である。図３において、
（１）は、収縮期血圧以上の圧迫をおこなった状態にお
いて上腕動脈等の動脈に発生する圧脈波を示す。（２）
は、（１）の圧脈波を、時定数０．５秒以上の無指向性
マイクロホンを使用した圧力センサーにより検出した出
力信号波形を示す。（２）の信号波形は（１）の脈動波
に類似した形になっている。（３）は、（１）の圧脈波
を時定数０．５秒以下の無指向性マイクロホンを使用し
た圧力センサーにより検出した出力信号波形を示す。
（３）の信号波形は（１）の脈動波を圧力センサーの時
定数により微分した形になっており、その直流分及び緩
慢な変化分が除去されている。

【００１２】図４は、無指向性マイクロホンに、時定数
０．５秒以上のマイクロホン又は半導体センサーを使用
した直流型センサーを使用した場合の、一回拍出量の測
定を行なう演算回路の一実施例の構成を示すフロック図
である。図４の測定回路は演算装置ＣＰＵの中の一部で
ある。時定故０．５秒以上の無指向性マイクロホンによ
って検出する場合は、マンシェット内圧変化も雑音とし
て畳重されることから、１秒以上で一時的に減圧を停止
して検出しなければならない。図４において、ＰＴは圧
力センサーで、時定数０．５秒以上のマイクロホン又は
半導体センサーを使用した直流型センサーが使用され、
図３の（１）に示した動脈脈波に類似した図３の（２）
に示すような信号として出力する。ＤＦは微分増幅器で
圧力センサーＰＴの出力信号を微分した形の図３の
（３）に示すような信号を出力する。ＬＶはレベル検出
回路で、微分増幅器ＤＦの出力が所定レベルを越えたと
きに、すなわち図３の（３）に示す信号の時点ａを検出
して、パルスＡを出力する。ＤＴは最小値検出器で、微
分増幅器ＤＦの出力信号の最小値を検出する毎に正極性
のパルスＦを出力する。

【００１３】ＣＬ１は演算器、ＣＬ２１，ＣＬ２２は減
算器、ＣＬ３は割算器、ＣＬ４１，ＣＬ４２は掛け算器
である。ＡＬは最高血圧と最低血圧の差の信号で、血圧
決定のアルゴリズムより出力される。ＴＭ１とＴＭ２は
タイマーで、そのスタート端子に信号が加えられてか
ら、ストップ端子に信号が加えられるまでの時間を計測
しその結果を出力端子に出力する。ＣＮ１はカウンター
である。カウンタＣＮ１は、レベル検出回路ＬＶから出
力されるパルスＡを受ける毎に異なった極性のパルスを
出力する。ＩＴは積分器で圧力センサーＰＴの出力信号
から減算器ＣＬ２２によって最小値を差し引いた信号
を、レベル検出回路ＬＶからパルスＡが出力されてから
は最小値検出器ＤＴの信号Ｆが出力される期間積分す
る。ＭＸは最大値検出器で圧力センサーＰＴの出力信号
の最大値を検出する。ＭＩは最小値検出器で圧力センサ
ーＰＴの出力信号の最小値を検出する。微分増幅器ＤＦ
の出力信号は、レベル検出回路ＬＶ、最小値検出器ＤＴ
に接続されている。最小値検出器ＤＴは、圧力センサー
ＰＴの出力信号の最小値を検出する毎に正極性のパルス
Ｆを出力し、タイマーＴＭ２にタイマーストップ信号と
して供給される。タイマーＴＭ２は、レベル検出回路Ｌ
ＶよりパルスＡを受けてから、最小値検出器ＤＴよりパ
ルスＦを受けるまでの時間を測定し、その測定値を左心
室駆出時間ＥＴとして出力する。

【００１４】タイマーＴＭ１からの測定値の心拍周期Ｒ
Ｒは、演算器ＣＬ１に供給され、又この演算器ＣＬ１、
にはタイマーＴＭ２からの測定値の左心室駆出時間ＥＴ
が供給され、演算器ＣＬ１はこれらの信号を使用して所
定の演算を行い、その結果を掛け算器ＣＬ４２に加え
る。積分器ＩＴは圧力センサーＰＴの出力信号減算器Ｃ
Ｌ２２によって最小値を差し引いた信号を、レベル検出
回路ＬＶからパルスＡが出力されてからは最小値検出Ｄ
Ｔの信号が出力される期間積分し、その結果のＣを出力
し、掛け算器ＣＬ４１に加える。最大値検出器ＭＸと最
小値検出器ＭＩの出力信号は減算器ＣＬ２１により減算
されその結果のＡは割算器ＣＬ３に加えられる。割算器
ＣＬ３には血圧決定アルゴリズムＡＬからの信号Ｂが加
えられ、その割り算が行われ、その結果を掛け算器ＣＬ
４１に加える。掛け算器ＣＬ４１は積分器ＩＴの出力の
Ｃと割算器ＣＬ３の出力の掛け算を行い、その結果を掛
け算器ＣＬ４２に加える。掛け算器ＣＬ４２は掛け算器
ＣＬ４１の出力と、演算器ＣＬ１の出力との掛け算を行
い、その結果を一回拍出量ＳＶとして出力する。

【００１５】次に、上述のように構成された図４の回路
の動作を説明すると次の通りである。まず、計測制御部
１０は、空気供給パイプ３０を介してマンシェット２０
の空気袋２２に送る空気の圧力を制御して、収縮期血圧
と拡張期血圧の計測を行なった後に収縮期血圧以上の再
加圧を行った後、圧力センサーＰＴが配設される位置に
おける抑圧力を血流遮断状態から徐々に低下させる。そ
して、オッシロメトリック方式で、収縮期血圧を決定し
た抑圧力より３０ｍｍＨｇ程度高い圧力の範囲で減圧を
一時停止して一回拍出量の測定を行う。時定故０．５秒
以上の無指向性マイクロホンによって検出する場合は、
マンシェット内圧変化も雑音として重畳されることか
ら、１秒以上で一時的に減圧を停止して検出しなければ
ならないからである。この場合、圧力センサーＰＴから
は、図３の（２）に示すような、脈波に類似した形の信
号が出力され、この信号が微分増幅器ＤＦにより微分さ
れ、所定時定数微分信号が出力される。

【００１６】レベル検出回路ＬＶは、微分増幅器ＤＦの
出力が所定レベルを越えたときに、すなわち最初の大動
脈弁開放の時点ａを検出して、パルスＡを出力し、これ
を積分器ＩＴ、タイマーＴＭ１、ＴＭ２およびカウンタ
ＣＮ１のスタート端子に供給する。これに応じて、れぞ
れ、心拍周期及び左心室駆出時間の測定を間始する。最
小値検出器ＤＴは、微分増幅器ＤＦの出力信号の最小値
を検出する毎に正極性のパルスＦを出力しこれをこれを
積分器ＩＴ、タイマーＴＭ２のストップ端子に供給す
る。タイマーＴＭ１は、レベル検出回路ＬＶよりパルス
Ａを受けてから、カウンタＣＮ１よりパルスＢを受ける
までの時間、すなわち脈波の心拍周期を測定し、その測
定値ＲＲを演算器ＣＬ１に出力する。又、タイマーＴＭ
２は、レベル検出回路ＬＶよりパルスＡを受けてから、
最小値検出器ＤＴよりパルスＦを受けるまでの時間、す
なわち左心室駆出時間を測定し、その測定値ＥＴを演算
器ＣＬ１に出力する。演算器ＣＬ１はこれらの信号を使
用して Ｋ＊ＲＲ／（ＲＲ−ＥＴ）の演算を行い、その
結果を掛け算器ＣＬ４２に加える。

【００１７】積分器ＩＴは圧力センサーＰＴの出力信号
から減算器ＣＬ２２によって最小値を差し引いた信号
を、レベル検出回路ＬＶからパルスＡが出力されてから
は最小値検出器ＤＴの信号が出力される期間中積分し波
形面積を求めてその結果のＣを出力する。積分器ＩＴの
出力は掛け算器ＣＬ４１に加えられる。積分器ＩＴが求
めた波形面積Ｃの補正を行うために、最高血圧値と最低
血圧値のとの差で割り算し、電気的振幅情報を絶対圧力
情報に変換し、波形面硬をｍｍＨｇｘｍｍｓｅｃ単位と
する補正演算を行う。このために、最大値検出器ＭＸと
最小値検出器ＭＩの出力信号が減算器ＣＬ２１により減
算されその結果のＡは割算器ＣＬ３に加えられる。割算
器ＣＬ３には血圧決定アルゴリズムＡＬからの（最高血
圧−最低血圧）信号Ｂが加えられ、その割り算Ｂ／Ａが
行われ、その結果が掛け算器ＣＬ４１に加えられる。掛
け算器ＣＬ４１は積分器ＩＴの出力のＣと割算器ＣＬ３
の出力のＢ／Ａの掛け算を行い、その結果のＢＣ／Ａを
掛け算器ＣＬ４２に加える。掛け算器ＣＬ４２は掛け算
器ＣＬ４１の出力と、演算器ＣＬ１の出力との掛け算を
行い、その結果を一回拍出量ＳＶとして出力される。こ
のようにして一回拍出量ＳＶ、左心室駆出時間ＥＴ、心
拍周期ＲＲの情報を得るための演算を行いその結果を循
環器系総合評価情報として出力される。

【００１８】オッシロメトリック方式の血圧測定で測定
された収縮期血圧ＢＰＳ、拡張期血圧ＢＰＤと、上記の
図４の回路により計測された心拍周期ＲＲ、左心室駆出
時間ＥＴを用いて下記の演算式により演算を行なう。 演算式 左心室駆出時間（ｍｓｅｃ）＝ＥＴ、 心拍周期（ｍｓｅｃ）＝ＲＲ １回心拍出量＝ＳＶ ＳＶ＝Ｋ１・Ｓ１｛１＋ＥＴ／（ＲＲ−ＥＴ）｝ ここで、Ｋ１は定数で、Ｓ１は計測された面積である．
また、分時心拍出量 ＣＯ＝ＳＶ・６０／ＲＲ で求め
る．このようにして、収縮期血圧、拡張期血圧、１回心
拍出量、心拍周期、左心室駆出時間を直接計測すること
によって、ウィンドケッスルクラシックモデル構成要素
や循環諸指標か求められ、全身の循環器系の総合評価が
可能となる。

【００１９】図５は、無指向性マイクロホンに、時定数
０．５秒以下のマイクロホン又は圧力センサーを使用し
た交流型センサーを使用した場合の、一回拍出量の測定
を行なう演算回路の一実施例の構成を示すブロック図で
ある。図５の測定回路は演算装置ＣＰＵの中の一部であ
る。時定数０．５秒以下の無指向性マイクロホンを用い
る場合には、マンシェット内圧変化信号が除去されるた
めに、マンシェット内圧の減圧を一時停止する必要が無
く、減圧中に測定を行うことが出来る。図５の測定回路
を使用した場合には、マンシェット内圧の減圧を一時停
止する必要が無いために、リークバルブを一時的に閉じ
るための電磁バルブが不要になり、電磁バルブの開閉の
タイミングを制御するソフトも必要ないため制御回路の
構成も簡略化される。

【００２０】図５において、ＰＴは圧力センサーで、時
定数０．５秒以下のマイクロホン又は圧力センサーを使
用した交流型センサーが使用され、図３の（１）に示し
た動脈脈波を微分した形の図３の（３）に示すような信
号として出力する。ＤＦは微分増幅器で圧力センサーＰ
Ｔの出力信号を微分した信号を出力する。ＬＶはレベル
検出回路で、微分増幅器ＤＦの出力が所定レベルを越え
たときに、すなわち図３の（３）に示す信号の時点ａを
検出して、パルスＡを出力する。ＤＴは最小値検出器
で、微分増幅器ＤＦの出力信号の最小値を検出する毎に
正極性のパルスＦを出力する。ＣＬ１は掛け算器、ＣＬ
２１は減算器、ＣＬ３は割算器である。ＡＬは最高血圧
と最低血圧の差の信号で、血圧決定のアルゴリズムより
出力される。ＩＴは積分器で圧力センサーＰＴの出力信
号を、レベル検出回路ＬＶからパルスＡが出力されてか
らは最小値検出器ＤＴの信号が出力される期間積分す
る。ＭＸは最大値検出器で圧力センサーＰＴの出力信号
の最大値を検出する。ＭＩは最小値検出器で圧力センサ
ーＰＴの出力信号の最小値を検出する。

【００２１】微分増幅器ＤＦの出力信号は、レベル検出
回路ＬＶ、最小値検出器ＤＴ、最大値検出器ＭＸ、及び
最小値検出器ＭＩに接続されている。最小値検出器ＤＴ
は、圧力センサーＰＴの出力信号の最小値を検出する毎
に正極性のパルスＦを出力し、積分器ＩＴのストップ信
号として供給される。積分器ＩＴは圧力センサーＰＴの
出力信号を、レベル検出回路ＬＶからパルスＡが出力さ
れてからは最小値検出器ＤＴの信号が出力される期間積
分し、その結果のＣを出力し、掛け算器ＣＬ１に加え
る。最大値検出器ＭＸと最小値検出器ＭＩの出力信号は
減算器ＣＬ２により減算されその結果のＡは割算器ＣＬ
３に加えられる。割算器ＣＬ３には血圧決定アルゴリズ
ムＡＬからの信号Ｂが加えられ、その割り算が行われ、
その結果を掛け算器ＣＬ１に加えらる。掛け算器ＣＬ１
は積分器ＩＴの出力のＣと割算器ＣＬ３の出力の掛け算
を行い、これに比例定数Ｋの掛け算を行い、その結果を
一回拍出量ＳＶとして出力する。

【００２２】次に、上述のように構成された図５の回路
の動作を説明すると次の通りである。まず、計測制御部
１０は、空気供給パイプ３０を介してマンシェット２０
の空気袋２２に送る空気の圧力を制御して、収縮期血圧
と拡張期血圧の計測を行なった後に収縮期血圧以上の再
加圧を行った後、圧力センサーＰＴが配設される位置に
おける抑圧力を血流遮断状態から徐々に低下させる。時
定数０．５秒以下の無指向性マイクロホンを用いる場合
には、マンシェット内圧変化信号が除去されるために、
マンシェット内圧の減圧を一時停止する必要が無い。こ
のためオッシロメトリック方式で、収縮期血圧を決定し
た抑圧力より３０ｍｍＨｇ程度高い圧力の範囲より減圧
を行いながら一回拍出量の測定を行う。

【００２３】この場合、圧力センサーＰＴからは、図３
の（３）に示すような、脈波を微分した形の信号が出力
され、これが微分増幅器ＤＦにより微分され、所定時定
数微分信号が出力される。レベル検出回路ＬＶは、微分
増幅器ＤＦの出力が所定レベルを越えたときに、すなわ
ち最初の大動脈弁開放の時点ａを検出して、パルスＡを
出力し、これを積分器ＩＴのスタート端子に供給する。
これに応じて一回拍出量の測定を間始する。最小値検出
器ＤＴは、微分増幅器ＤＦの出力信号の最小値を検出す
る毎に正極性のパルスＦを出力しこれを積分器ＩＴのス
トップ端子に供給する。演算器ＣＬ１はこれらの信号を
使用して Ｋ＊ＲＲ／（ＲＲ−ＥＴ）の演算を行う。積
分器ＩＴは圧力センサーＰＴの出力信号を、レベル検出
回路ＬＶからパルスＡが出力されてからは最小値検出器
ＤＴの信号が出力される期間中積分し波形面積を求めて
その結果のＣを出力する。積分器ＩＴの出力は掛け算器
ＣＬ１に加えられる。

【００２４】積分器ＩＴが求めた波形面積Ｃの補正を行
うために、最高血圧値と最低血圧値との差で割り算し、
電気的振幅情報を絶対圧力情報に変換し、波形面硬をｍ
ｍＨｇｘｍｍｓｅｃ単位とする補正演算を行う。このた
めに、最大値検出器ＭＸと最小値検出器ＭＩの出力信号
が減算器ＣＬ２１により減算されその結果のＡは割算器
ＣＬ３に加えられる。割算器ＣＬ３には血圧決定アルゴ
リズムＡＬからの（最高血圧−最低血圧）信号Ｂが加え
られ、その割り算Ｂ／Ａが行われ、その結果が掛け算器
ＣＬ１に加えられる。掛け算器ＣＬ１は積分器ＩＴの出
力のＣと割算器ＣＬ３の出力のＢ／Ａの掛け算を行い、
その結果のＢＣ／Ａに比例定数Ｋの掛け算を行いその結
果を一回拍出量ＳＶとして出力する。このようにして一
回拍出量ＳＶの情報を得るための演算を行いその結果を
循環器系総合評価情報として出力される。

【００２５】時定数０．５秒以下の無指向性マイクロホ
ンを用いた場合には、マンシェット内圧変化信号が除去
されるために、波形の急速な立ち上がり点から切痕に至
る波形面積を求めた場合は血流信号面積そのものと類似
している。このため演算式は、１回心拍出量 ＳＶ＝Ｋ
２・Ｐ２ｓａ を適用出来る。ここで、Ｋ２は定数で、
Ｐ２ｓａは計測された面積である。同様に、分時心拍出
量 ＣＯ＝ＳＶ・６０／ＲＲ で求まる

【００２６】このようにして、収縮期血圧、拡張期血
圧、１回心拍出量を直接計測することによって、ウィン
ドケッスルクラシックモデル構成要素や循環諸指標か求
められ、全身の循環器系の総合評価が可能となる。尚、
上記の図４，図５の実施例においては、マンシェット２
０の空気袋２２に送る空気の圧力を制御して、収縮期血
圧と拡張期血圧の計測を行なった後に収縮期血圧以上の
再加圧を行った後、圧力センサーＰＴが配設される位置
における抑圧力を血流遮断状態から徐々に低下させて一
回拍出量の測定を行う例について説明を行ったが、一回
拍出量の測定は必ずしも収縮期血圧と拡張期血圧の計測
を行なった後に収縮期血圧以上の再加圧を行った後に行
う必要はなく、収縮期血圧と拡張期血圧の計測時の収縮
期血圧以上の加圧が行われている時に実行することも可
能である。本発明の循環器系の総合評価は個人の本質的
な体質に、時事刻々変化する体調の合成評価であり、自
己健康管理の指標としてまた、薬の作用、副作用を調べ
るツールとして有効である。

【００２７】

【発明の効果】以上の説明より明らかなように、本発明
は、上腕または前腕部におけるマンシェットを用いて中
枢側補助マンシェットまたは血圧計測用マンシェットの
内圧を検出する空気圧力センサーを持ったオッシロメト
リック方式血圧計において、収縮期血圧以上の加圧を行
った状態におけるマンシェット内圧変化を検出し波形の
急速立ち上がり点から切痕に至る波形面積を得る手段
と、前記空気圧力センサーにより中枢側補助マンシェッ
トまたは血圧計測用マンシェットの内圧の拍動周期を検
出する手段と、前記空気圧力センサーより得られる全圧
脈波形の最大振幅が所定レベル以上となった拍動から左
心室駆出時間を計測する手段とを具備し、収縮期血圧と
拡張期血圧と波形面積と心拍周期と左心室駆出時間とか
ら血圧情報や末梢循環情報等の循環器系の各種の情報を
得るようにした循環器系の総合評価装置を実現すること
により、簡単な構成で、個人が容易に血圧情報や末梢循
環情報等を得ることが出来る。このために、本発明によ
れば、広く普及している血圧計と同様な感覚で、個人が
簡単に血圧情報や末梢循環情報等を得ることが出来る循
環器系総合評価装置を実現することが出来る。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明の循環器系総合評価装置の構成を示す
説明図である。

【図２】 本発明の循環器系総合評価装置の計測制御部
１０における圧力センサーと計測回路の構成を示す説明
図である。

【図３】本発明の循環器系総合評価装置の動作を説明す
るための波形図である。

【図４】無指向性マイクロホンに、時定数０．５秒以上
のマイクロホン又は半導体センサーを使用した直流型セ
ンサーを使用した場合の、一回拍出量の測定を行なう演
算回路の一実施例の構成を示すフロック図である。

【図５】無指向性マイクロホンに、時定数０．５秒以下
のマイクロホン又は圧力センサーを使用した直流型セン
サーを使用した場合の、一回拍出量の測定を行なう演算
回路の一実施例の構成を示すフロック図である。

【符号の説明】

１０・・・循環器系総合評価装置の計測制御部，
２０・・・マンシェット， ３０・・・計測制御部
１０よりマンシェット２０に測定用の空気を送る空気供
給パイプ， Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３・・・測定開始、表
示ボタン，２１・・・付加帯， 空気袋・・・２
２， ＤＳ・・・表示部，ＰＴ・・・圧力センサ
ー， ＣＰＵ・・・演算装置， ＬＮ・・・信
号線路， ＬＶ・・・レベル検出回路， ＴＭ
１、ＴＭ２・・・タイマー， ＣＮ１・・・カウン
ター， ＤＴ・・・最小値検出器，ＣＬ１・・・演
算器， ＣＬ２１，ＣＬ２２・・・減算器，
ＣＬ３・・・割算器， ＣＬ４１，ＣＬ４２・・・
掛け算器， ＡＬ・・・最高血圧と最低血圧の差の
信号， ＩＴ・・・積分器， ＭＸ・・・最大
値検出器， ＭＩ・・・最小値検出器

Claims (7)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】上腕または前腕部におけるマンシェットを
   用いて中枢側補助マンシェットまたは血圧計測用マンシ
   ェットの内圧を検出する空気圧力センサーを持ったオッ
   シロメトリック方式又は聴診方式血圧計において、収縮
   期血圧以上の加圧を行った状態におけるマンシェット内
   圧変化を検出し波形の急速立ち上がり点から切痕に至る
   波形面積を得る手段と、前記空気圧力センサーにより中
   枢側補助マンシェットまたは血圧計測用マンシェットの
   内圧の拍動周期を検出する手段と、前記空気圧力センサ
   ーより得られる全圧脈波形の最大振幅が所定レベル以上
   となった拍動から左心室駆出時間を計測する手段とを具
   備し、収縮期血圧と拡張期血圧と波形面積と心拍周期と
   左心室駆出時間とから血圧情報や末梢循環情報等の循環
   器系の各種の情報を得るようにした循環器系の総合評価
   装置。
2. 【請求項２】上腕または前腕部におけるマンシェットを
   用いて中枢側補助マンシェットまたは血圧計測用マンシ
   ェットの内圧を検出する空気圧力センサーを持ったオッ
   シロメトリック方式又は聴診方式血圧計において、収縮
   期血圧と拡張期血圧の計測を行なった後に収縮期血圧以
   上の再加圧を行ってから減圧する手段と、減圧時におけ
   るおけるマンシェット内圧変化を検出し波形の急速立ち
   上がり点から切痕に至る波形面積を得る手段と、前記空
   気圧力センサーにより中枢側補助マンシェットまたは血
   圧計測用マンシェットの内圧の拍動周期を検出する手段
   と、前記空気圧力センサーより得られる全圧脈波形の最
   大振幅が所定レベル以上となった拍動から左心室駆出時
   間を計測する手段とを具備し、収縮期血圧と拡張期血圧
   と波形面積と心拍周期と左心室駆出時間とから血圧情報
   や末梢循環情報等の循環器系の各種の情報を得るように
   した循環器系の総合評価装置。
3. 【請求項３】請求項１又は請求項２における、マンシェ
   ットの内圧を検出する空気圧力センサーは、時定数０．
   ５秒以下のマイクロホン又は半導体センサー，抵抗歪セ
   ンサー可変容量型センサーを使用することを特徴とする
   循環器系の総合評価装置。
4. 【請求項４】上腕または前腕部におけるマンシェットを
   用いたオッシロメトリック方式又は聴診方式血圧計にお
   いて、収縮期血圧と拡張期血圧の計測を行なった後に収
   縮期血圧以上の再加圧を行ってから減圧する手段と、一
   時的な減圧停止状態におけるおけるマンシェット内圧変
   化を検出し波形の急速立ち上がり点から切痕に至る波形
   面積を得る手段と、前記空気圧力センサーにより中枢側
   補助マンシェットまたは血圧計測用マンシェットの内圧
   の拍動周期を検出する手段と、前記空気圧力センサーよ
   り得られる全圧脈波形の最大振幅が所定レベル以上とな
   った拍動から左心室駆出時間を計測する手段とを具備
   し、収縮期血圧と拡張期血圧と波形面積と心拍周期と左
   心室駆出時間とから血圧情報や末梢循環情報等の循環器
   系の各種の情報を得るようにした循環器系の総合評価装
   置。
5. 【請求項５】請求項４におけるマンシェットの内圧を検
   出する空気圧力センサーは、時定数０．５秒以上のマイ
   クロホン又は半導体センサー，抵抗歪センサー可変容量
   型センサーを使用することを特徴とする循環器系の総合
   評価装置。
6. 【請求項６】請求項２乃至請求項５において、収縮期血
   圧と拡張期血圧の計測を行なった後に行う再加圧は、収
   縮期血圧に３０ｍｍＨｇ程度加算した圧力まで加圧を行
   うことを特徴とする循環器系の総合評価装置。
7. 【請求項７】請求項１乃至請求項６において、波形面積
   と同時に最高、最低波高を計測し、最高血圧値単独もし
   くは最高、最低血圧値両者の血庄計測値との割り算で補
   正し、電気的振幅情報を絶対圧力情報に変換し、波形面
   積をｍｍＨｇｘｍｍｓｅｃ単位へとすることを特徴とす
   る循環器系の総合評価装置。