JP2002051995A - 中枢動脈圧波形推定装置 - Google Patents
中枢動脈圧波形推定装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 簡便且つ高精度に中心大動脈圧波形Ｐ(AO)を
推定することができる中枢動脈圧波形推定装置を提供す
る。 【解決手段】 血圧差算出手段９２により、モデル９４
に基づいて、圧脈波検出プローブ３８によって非侵襲的
に逐次検出された橈骨動脈圧脈波Ｐ(RA)から、圧脈波セ
ンサ５８により押圧されている部位における橈骨動脈４
４の血圧Ｐ(RA)(t) と橈骨動脈４４の末端における血圧
Ｐｄ(t) との間の血圧差Ａ(t) を逐次算出する。そし
て、橈骨動脈圧波形推定手段１０４により、上記血圧差
Ａ(t) および圧脈波Ｐ(RA)から橈骨動脈４４の進行圧脈
波Ｐf(RA) および反射圧脈波Ｐb(RA)を逐次推定し、中
心大動脈圧波形推定手段１０８により、橈骨動脈４４の
進行圧脈波Ｐf(RA) と反射圧脈波Ｐb(RA) 、および伝播
時間算出手段１０６により逐次算出した伝播時間Ｔｄに
基づいて中心大動脈圧波形Ｐ(AO)を逐次推定する。従っ
て、橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)および伝播時間Ｔｄを測定す
るだけで、高精度に且つ簡便に中心大動脈圧波形Ｐ(AO)
が逐次推定できる。
推定することができる中枢動脈圧波形推定装置を提供す
る。 【解決手段】 血圧差算出手段９２により、モデル９４
に基づいて、圧脈波検出プローブ３８によって非侵襲的
に逐次検出された橈骨動脈圧脈波Ｐ(RA)から、圧脈波セ
ンサ５８により押圧されている部位における橈骨動脈４
４の血圧Ｐ(RA)(t) と橈骨動脈４４の末端における血圧
Ｐｄ(t) との間の血圧差Ａ(t) を逐次算出する。そし
て、橈骨動脈圧波形推定手段１０４により、上記血圧差
Ａ(t) および圧脈波Ｐ(RA)から橈骨動脈４４の進行圧脈
波Ｐf(RA) および反射圧脈波Ｐb(RA)を逐次推定し、中
心大動脈圧波形推定手段１０８により、橈骨動脈４４の
進行圧脈波Ｐf(RA) と反射圧脈波Ｐb(RA) 、および伝播
時間算出手段１０６により逐次算出した伝播時間Ｔｄに
基づいて中心大動脈圧波形Ｐ(AO)を逐次推定する。従っ
て、橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)および伝播時間Ｔｄを測定す
るだけで、高精度に且つ簡便に中心大動脈圧波形Ｐ(AO)
が逐次推定できる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、中枢動脈（たとえ
ば大動脈や頸動脈）の圧脈波形を非侵襲にて逐次推定す
る中枢動脈圧波形推定装置に関するものである。
ば大動脈や頸動脈）の圧脈波形を非侵襲にて逐次推定す
る中枢動脈圧波形推定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】手術中の患者の血圧の連続的な監視等の
ために、いわゆるトノメトリ法に基づいて生体の血圧を
連続的に推定する血圧推定装置が知られている。上記血
圧推定装置は、表皮上から橈骨動脈等の所定の末梢動脈
を押圧する圧脈波センサを備え、その圧脈波センサによ
り検出される圧脈波に基づいて生体の血圧値を連続的に
推定している。
ために、いわゆるトノメトリ法に基づいて生体の血圧を
連続的に推定する血圧推定装置が知られている。上記血
圧推定装置は、表皮上から橈骨動脈等の所定の末梢動脈
を押圧する圧脈波センサを備え、その圧脈波センサによ
り検出される圧脈波に基づいて生体の血圧値を連続的に
推定している。
【０００３】上記血圧推定装置の圧脈波センサにより検
出される末梢圧脈波形を中枢動脈圧波形と比較すると、
上記末梢圧脈波形は、中枢動脈圧波形に対して歪んでお
り、また、中枢動脈圧波形よりも時間的に遅れている。
そのため、上記血圧推定装置により中枢動脈圧波形を連
続的に推定しようとすると、何等かの補正が必要とな
る。
出される末梢圧脈波形を中枢動脈圧波形と比較すると、
上記末梢圧脈波形は、中枢動脈圧波形に対して歪んでお
り、また、中枢動脈圧波形よりも時間的に遅れている。
そのため、上記血圧推定装置により中枢動脈圧波形を連
続的に推定しようとすると、何等かの補正が必要とな
る。
【０００４】上記中枢動脈圧波形として中心大動脈圧波
形（大動脈の中心端における圧脈波形）を連続的に推定
するために末梢圧脈波形の歪みを補正する方法として、
中心大動脈圧波形と末梢圧脈波形との間の平均的な伝達
関数を求め、その伝達関数に基づいて逐次検出される末
梢圧脈波形を補正する方法が提案されている。また、末
梢圧脈波形を進行圧脈波形と反射圧脈波形とに分離して
それぞれ推定し、その推定した進行圧脈波形と反射圧脈
波形、および大動脈の中心端から圧脈波センサが装着さ
れている部位までを脈波が伝播する伝播時間に基づい
て、中心大動脈圧波形の進行圧脈波形と反射圧脈波形と
をそれぞれ推定し、その推定した中心大動脈圧波形の進
行圧脈波形と反射圧脈波形とを加算することにより中心
大動脈圧波形を推定する方法も提案されている。(Sterg
iopulos N, Westerhof BE, Westerhof N: Physical bas
is of pressure from periphery to aorta: a model-ba
sedstudy. American Journal of Physiology 1998; 27
4: H1386-H1392)
形（大動脈の中心端における圧脈波形）を連続的に推定
するために末梢圧脈波形の歪みを補正する方法として、
中心大動脈圧波形と末梢圧脈波形との間の平均的な伝達
関数を求め、その伝達関数に基づいて逐次検出される末
梢圧脈波形を補正する方法が提案されている。また、末
梢圧脈波形を進行圧脈波形と反射圧脈波形とに分離して
それぞれ推定し、その推定した進行圧脈波形と反射圧脈
波形、および大動脈の中心端から圧脈波センサが装着さ
れている部位までを脈波が伝播する伝播時間に基づい
て、中心大動脈圧波形の進行圧脈波形と反射圧脈波形と
をそれぞれ推定し、その推定した中心大動脈圧波形の進
行圧脈波形と反射圧脈波形とを加算することにより中心
大動脈圧波形を推定する方法も提案されている。(Sterg
iopulos N, Westerhof BE, Westerhof N: Physical bas
is of pressure from periphery to aorta: a model-ba
sedstudy. American Journal of Physiology 1998; 27
4: H1386-H1392)
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】前者の方法は、フーリ
エ変換や畳み込み積分等の複雑な計算を必要としている
ために、リアルタイムで中心大動脈圧波形を監視するこ
とは困難であった。また、後者の方法は単純な計算で高
精度に中心大動脈圧波形を推定できるのであるが、末梢
動脈の血流を測定する必要があるという不都合があっ
た。
エ変換や畳み込み積分等の複雑な計算を必要としている
ために、リアルタイムで中心大動脈圧波形を監視するこ
とは困難であった。また、後者の方法は単純な計算で高
精度に中心大動脈圧波形を推定できるのであるが、末梢
動脈の血流を測定する必要があるという不都合があっ
た。
【０００６】また、モデル化した血管系に基づいて伝達
関数を求め、その伝達関数および指尖部の血圧から中心
大動脈圧波形を推定する方法も提案されている。(Karam
anoglu M, Feneley MP: On-line synthesis of the hum
an ascending aortic pressure pulse from the finger
pulse. Hypertension. 1997; 30: 1416-1424)しかし、
この方法には、侵襲的な手法によってしか得られないパ
ラメータが必要であるという不都合があった。
関数を求め、その伝達関数および指尖部の血圧から中心
大動脈圧波形を推定する方法も提案されている。(Karam
anoglu M, Feneley MP: On-line synthesis of the hum
an ascending aortic pressure pulse from the finger
pulse. Hypertension. 1997; 30: 1416-1424)しかし、
この方法には、侵襲的な手法によってしか得られないパ
ラメータが必要であるという不都合があった。
【０００７】本発明は以上のような事情を背景として為
されたものであり、その目的とするところは、簡便且つ
高精度に中枢動脈圧波形を推定することができる中枢動
脈圧波形推定装置を提供することにある。
されたものであり、その目的とするところは、簡便且つ
高精度に中枢動脈圧波形を推定することができる中枢動
脈圧波形推定装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
の本発明の要旨とするところは、生体の中枢動脈の圧脈
波形を非侵襲にて逐次推定する中枢動脈圧波形推定装置
であって、(a) 前記中枢動脈よりも下流側の末梢動脈を
表皮上から押圧する圧脈波センサを備え、その末梢動脈
からの圧脈波を非侵襲にて逐次検出する圧脈波検出装置
と、(b) 予め設定された血管系モデルに基づいて、前記
圧脈波検出装置により逐次検出される圧脈波から、前記
圧脈波センサにより押圧されている部位における前記末
梢動脈の血圧とその末梢動脈の末端における血圧との間
の血圧差を逐次算出する血圧差算出手段と、(c) その血
圧差算出手段により逐次算出される血圧差と、前記圧脈
波検出装置により逐次検出される前記末梢動脈の圧脈波
とから、前記末梢動脈の前記圧脈波センサによって押圧
されている部位における進行圧脈波および反射圧脈波を
逐次推定する末梢動脈圧波形推定手段と、(d) 前記中枢
動脈の所定部位〔とは〕から、前記末梢動脈の前記圧脈
波センサにより押圧されている部位までを脈波が伝播す
る伝播時間を逐次算出する伝播時間算出手段と、(e) 前
記末梢動脈圧波形推定手段により逐次推定された前記末
梢動脈の進行圧脈波形と反射圧脈波形、および前記伝播
時間算出手段により逐次算出された伝播時間に基づい
て、前記中枢動脈の進行圧脈波形および反射圧脈波形を
逐次推定し、さらに、その中枢動脈の進行圧脈波形およ
び反射圧脈波形を加算して中枢動脈圧波形を逐次推定す
る中枢動脈圧波形推定手段とを、含むことにある。
の本発明の要旨とするところは、生体の中枢動脈の圧脈
波形を非侵襲にて逐次推定する中枢動脈圧波形推定装置
であって、(a) 前記中枢動脈よりも下流側の末梢動脈を
表皮上から押圧する圧脈波センサを備え、その末梢動脈
からの圧脈波を非侵襲にて逐次検出する圧脈波検出装置
と、(b) 予め設定された血管系モデルに基づいて、前記
圧脈波検出装置により逐次検出される圧脈波から、前記
圧脈波センサにより押圧されている部位における前記末
梢動脈の血圧とその末梢動脈の末端における血圧との間
の血圧差を逐次算出する血圧差算出手段と、(c) その血
圧差算出手段により逐次算出される血圧差と、前記圧脈
波検出装置により逐次検出される前記末梢動脈の圧脈波
とから、前記末梢動脈の前記圧脈波センサによって押圧
されている部位における進行圧脈波および反射圧脈波を
逐次推定する末梢動脈圧波形推定手段と、(d) 前記中枢
動脈の所定部位〔とは〕から、前記末梢動脈の前記圧脈
波センサにより押圧されている部位までを脈波が伝播す
る伝播時間を逐次算出する伝播時間算出手段と、(e) 前
記末梢動脈圧波形推定手段により逐次推定された前記末
梢動脈の進行圧脈波形と反射圧脈波形、および前記伝播
時間算出手段により逐次算出された伝播時間に基づい
て、前記中枢動脈の進行圧脈波形および反射圧脈波形を
逐次推定し、さらに、その中枢動脈の進行圧脈波形およ
び反射圧脈波形を加算して中枢動脈圧波形を逐次推定す
る中枢動脈圧波形推定手段とを、含むことにある。
【０００９】
【発明の効果】このようにすれば、血圧差算出手段によ
り、予め設定された血管系モデルに基づいて、圧脈波検
出装置によって非侵襲的に逐次検出された圧脈波から、
圧脈波センサにより押圧されている部位における末梢動
脈の血圧と末梢動脈の末端における血圧との間の血圧差
が逐次算出される。そして、末梢動脈圧波形推定手段に
より、血圧差算出手段によって逐次算出された血圧差と
圧脈波検出装置によって逐次検出された圧脈波とから、
末梢動脈波の進行圧脈波および反射圧脈波が逐次推定さ
れ、中枢動脈圧波形推定手段により、末梢動脈の進行圧
脈波と反射圧脈波、および伝播時間算出手段により逐次
算出された伝播時間に基づいて中枢動脈圧波形が逐次推
定される。従って、末梢動脈波圧波形および伝播時間を
逐次測定するだけで、簡便に中枢動脈圧波形が逐次推定
できる。
り、予め設定された血管系モデルに基づいて、圧脈波検
出装置によって非侵襲的に逐次検出された圧脈波から、
圧脈波センサにより押圧されている部位における末梢動
脈の血圧と末梢動脈の末端における血圧との間の血圧差
が逐次算出される。そして、末梢動脈圧波形推定手段に
より、血圧差算出手段によって逐次算出された血圧差と
圧脈波検出装置によって逐次検出された圧脈波とから、
末梢動脈波の進行圧脈波および反射圧脈波が逐次推定さ
れ、中枢動脈圧波形推定手段により、末梢動脈の進行圧
脈波と反射圧脈波、および伝播時間算出手段により逐次
算出された伝播時間に基づいて中枢動脈圧波形が逐次推
定される。従って、末梢動脈波圧波形および伝播時間を
逐次測定するだけで、簡便に中枢動脈圧波形が逐次推定
できる。
【００１０】
【発明の好適な実施の形態】以下、本発明の実施の形態
を図面に基づいて詳細に説明する。図１は本発明が適用
された中心大動脈圧波形推定装置８の構成を説明するブ
ロック線図である。本装置８は、中枢動脈圧波形として
中心大動脈圧波形を推定する装置である。なお、図１の
中心大動脈圧波形推定装置８は、非観血的且つ連続的に
血圧を推定する非観血連続血圧推定装置としての機能も
有している。
を図面に基づいて詳細に説明する。図１は本発明が適用
された中心大動脈圧波形推定装置８の構成を説明するブ
ロック線図である。本装置８は、中枢動脈圧波形として
中心大動脈圧波形を推定する装置である。なお、図１の
中心大動脈圧波形推定装置８は、非観血的且つ連続的に
血圧を推定する非観血連続血圧推定装置としての機能も
有している。
【００１１】図１において、中心大動脈圧波形推定装置
８は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の
上腕部１２に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配
管２０を介してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切
換弁１６、および空気ポンプ１８とを備えている。この
切換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧
力供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状
態、およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の
３つの状態に切り換えられるように構成されている。
８は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の
上腕部１２に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配
管２０を介してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切
換弁１６、および空気ポンプ１８とを備えている。この
切換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧
力供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状
態、およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の
３つの状態に切り換えられるように構成されている。
【００１２】圧力センサ１４は、カフ１０内の圧力を検
出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２
および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別
回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含
まれる定常的な圧力すなわちカフ圧ＰC を表すカフ圧信
号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２
６を介して電子制御装置２８へ供給する。
出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２
および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別
回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含
まれる定常的な圧力すなわちカフ圧ＰC を表すカフ圧信
号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２
６を介して電子制御装置２８へ供給する。
【００１３】上記脈波弁別回路２４はバンドパスフィル
タを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ
1 を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変
換器２９を介して電子制御装置２８へ供給する。この脈
波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して
図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達される
圧力振動波すなわちカフ脈波であり、上記カフ１０、圧
力センサ１４、および脈波弁別回路２４は、カフ脈波セ
ンサとして機能している。
タを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ
1 を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変
換器２９を介して電子制御装置２８へ供給する。この脈
波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して
図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達される
圧力振動波すなわちカフ脈波であり、上記カフ１０、圧
力センサ１４、および脈波弁別回路２４は、カフ脈波セ
ンサとして機能している。
【００１４】上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ３０，Ｒ
ＯＭ３２，ＲＡＭ３４，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、ＣＰＵ３０は、ＲＯＭ３２に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ３４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、切換弁１６および空気ポンプ
１８の制御、および表示器３６の表示内容の制御等を行
なう。
ＯＭ３２，ＲＡＭ３４，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、ＣＰＵ３０は、ＲＯＭ３２に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ３４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、切換弁１６および空気ポンプ
１８の制御、および表示器３６の表示内容の制御等を行
なう。
【００１５】圧脈波検出装置として機能する圧脈波検出
プローブ３８は、末梢動脈すなわち中枢動脈よりも下流
側に位置する動脈からの圧脈波を検出するものである。
この圧脈波検出プローブ３８は、図２に詳しく示すよう
に、容器状を成すセンサハウジング４０を収容するケー
ス４２と、このセンサハウジング４０を橈骨動脈４４の
幅方向に移動させるためにそのセンサハウジング４０に
螺合され且つケース４２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４２には装着バンド５０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４
０の開口端が人体の体表面５２に対向する状態で装着バ
ンド５０によりカフ１０が巻回されていない側たとえば
左側の手首５４に着脱可能に取り付けられるようになっ
ている。上記センサハウジング４０の内部には、ダイヤ
フラム５６を介して圧脈波センサ５８が相対移動可能か
つセンサハウジング４０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４０およびダイ
ヤフラム５６等によって圧力室６０が形成されている。
この圧力室６０内には、空気ポンプ６２から調圧弁６４
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５８は圧力室６０内の圧力に応じた
押圧力で前記体表面５２に押圧される。
プローブ３８は、末梢動脈すなわち中枢動脈よりも下流
側に位置する動脈からの圧脈波を検出するものである。
この圧脈波検出プローブ３８は、図２に詳しく示すよう
に、容器状を成すセンサハウジング４０を収容するケー
ス４２と、このセンサハウジング４０を橈骨動脈４４の
幅方向に移動させるためにそのセンサハウジング４０に
螺合され且つケース４２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４２には装着バンド５０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４
０の開口端が人体の体表面５２に対向する状態で装着バ
ンド５０によりカフ１０が巻回されていない側たとえば
左側の手首５４に着脱可能に取り付けられるようになっ
ている。上記センサハウジング４０の内部には、ダイヤ
フラム５６を介して圧脈波センサ５８が相対移動可能か
つセンサハウジング４０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４０およびダイ
ヤフラム５６等によって圧力室６０が形成されている。
この圧力室６０内には、空気ポンプ６２から調圧弁６４
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５８は圧力室６０内の圧力に応じた
押圧力で前記体表面５２に押圧される。
【００１６】上記センサハウジング４０およびダイヤフ
ラム５６は、圧脈波センサ５８を橈骨動脈４４に向かっ
て押圧する押圧装置６６を構成しており、押圧装置６６
は後述する最適押圧力ＰHDPOで圧脈波センサ５８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５８が押圧される押圧位置をその橈骨
動脈４４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６８を構成している。
ラム５６は、圧脈波センサ５８を橈骨動脈４４に向かっ
て押圧する押圧装置６６を構成しており、押圧装置６６
は後述する最適押圧力ＰHDPOで圧脈波センサ５８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５８が押圧される押圧位置をその橈骨
動脈４４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６８を構成している。
【００１７】上記圧脈波センサ５８は、たとえば、単結
晶シリコン等の半導体のチップから成る押圧面７０に多
数の半導体感圧素子（図示せず）が橈骨動脈４４の幅方
向すなわちねじ軸４８と平行な圧脈波センサ５８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５４の体表面５２の橈骨動脈４４上に押圧
されることにより、橈骨動脈４４から発生して体表面５
２に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波Ｐ(RA)を検出
し、その圧脈波Ｐ(RA)を表す圧脈波信号ＳＭ2をＡ／Ｄ
変換器７２を介して前記電子制御装置２８へ供給する。
図３は、圧脈波センサ５８により検出された圧脈波信号
ＳＭ2 の一例を示している。
晶シリコン等の半導体のチップから成る押圧面７０に多
数の半導体感圧素子（図示せず）が橈骨動脈４４の幅方
向すなわちねじ軸４８と平行な圧脈波センサ５８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５４の体表面５２の橈骨動脈４４上に押圧
されることにより、橈骨動脈４４から発生して体表面５
２に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波Ｐ(RA)を検出
し、その圧脈波Ｐ(RA)を表す圧脈波信号ＳＭ2をＡ／Ｄ
変換器７２を介して前記電子制御装置２８へ供給する。
図３は、圧脈波センサ５８により検出された圧脈波信号
ＳＭ2 の一例を示している。
【００１８】心音マイク７４は、生体の胸部体表面上の
所定部位に装着されて、心音を表す心音信号ＳＨを検出
して出力する。心音マイク７４から出力された心音信号
ＳＨは、Ａ／Ｄ変換器７６を介して前記電子制御装置２
８へ供給される。心音の第１音Ｉは大動脈弁の開放に伴
って発生する音を含んでおり、大動脈弁の開放と同時に
大動脈波が発生するなど、心音を表す上記心音信号ＳＨ
は、大動脈の中心端における大動脈波に同期する第１信
号であり、心音マイク７４は第１信号を検出する第１セ
ンサとして機能する。
所定部位に装着されて、心音を表す心音信号ＳＨを検出
して出力する。心音マイク７４から出力された心音信号
ＳＨは、Ａ／Ｄ変換器７６を介して前記電子制御装置２
８へ供給される。心音の第１音Ｉは大動脈弁の開放に伴
って発生する音を含んでおり、大動脈弁の開放と同時に
大動脈波が発生するなど、心音を表す上記心音信号ＳＨ
は、大動脈の中心端における大動脈波に同期する第１信
号であり、心音マイク７４は第１信号を検出する第１セ
ンサとして機能する。
【００１９】図４は、上記のように構成された中心大動
脈圧波形推定装置８における電子制御装置２８の制御機
能の要部を説明する機能ブロック線図である。
脈圧波形推定装置８における電子制御装置２８の制御機
能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【００２０】図４において、血圧測定手段８０は、カフ
圧制御手段８２によってたとえば生体の上腕に巻回され
たカフ１０の圧迫圧力を所定の目標圧力値ＰCM（たとえ
ば、１８０mmHg程度の圧力値）まで急速昇圧させた後に
３mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させられる徐速降圧期
間内において、順次採取される脈波信号ＳＭ1 が表す脈
波の振幅の変化に基づきよく知られたオシロメトリック
法を用いて最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、
および最低血圧値ＢＰDIA などを決定し、その決定され
た最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および最
低血圧値ＢＰDI A などを表示器３６に表示させる。
圧制御手段８２によってたとえば生体の上腕に巻回され
たカフ１０の圧迫圧力を所定の目標圧力値ＰCM（たとえ
ば、１８０mmHg程度の圧力値）まで急速昇圧させた後に
３mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させられる徐速降圧期
間内において、順次採取される脈波信号ＳＭ1 が表す脈
波の振幅の変化に基づきよく知られたオシロメトリック
法を用いて最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、
および最低血圧値ＢＰDIA などを決定し、その決定され
た最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および最
低血圧値ＢＰDI A などを表示器３６に表示させる。
【００２１】最適押圧位置制御手段８４は、初回の装着
時など、押圧面７０に配列された感圧素子Ｅのうちの最
大振幅を検出する感圧素子Ｅすなわち最大振幅検出素子
（またはアクティブエレメント）Ｅ0 の配列位置が、配
列の端を基準として、それから所定数または所定距離内
側までに位置するものであることを条件とする押圧位置
更新条件が成立した場合には、以下の押圧位置更新作動
を実行する。すなわち、押圧位置更新作動は、圧脈波セ
ンサ５８を体表面５２から一旦離隔させるとともに、幅
方向移動装置６８により押圧装置６６および圧脈波セン
サ５８を所定距離移動させた後、押圧装置６６により圧
脈波センサ５８を比較的小さい予め設定された第１押圧
力ＨＤＰ1 で押圧させ、その状態で再び上記押圧位置更
新条件が成立するか否かを判断し、押圧位置更新条件が
成立しなくなるまで、より好ましくは、最大振幅検出素
子Ｅ0 が配列位置の略中央に位置するまで上記の作動お
よび判断を実行する。
時など、押圧面７０に配列された感圧素子Ｅのうちの最
大振幅を検出する感圧素子Ｅすなわち最大振幅検出素子
（またはアクティブエレメント）Ｅ0 の配列位置が、配
列の端を基準として、それから所定数または所定距離内
側までに位置するものであることを条件とする押圧位置
更新条件が成立した場合には、以下の押圧位置更新作動
を実行する。すなわち、押圧位置更新作動は、圧脈波セ
ンサ５８を体表面５２から一旦離隔させるとともに、幅
方向移動装置６８により押圧装置６６および圧脈波セン
サ５８を所定距離移動させた後、押圧装置６６により圧
脈波センサ５８を比較的小さい予め設定された第１押圧
力ＨＤＰ1 で押圧させ、その状態で再び上記押圧位置更
新条件が成立するか否かを判断し、押圧位置更新条件が
成立しなくなるまで、より好ましくは、最大振幅検出素
子Ｅ0 が配列位置の略中央に位置するまで上記の作動お
よび判断を実行する。
【００２２】最適押圧力制御手段８６は、最適押圧位置
に位置させられた圧脈波センサ５８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Ｐ(RA)に基づいて
最適押圧力を決定し、圧脈波センサ５８を最適押圧力Ｐ
HDPOにて押圧させる。最適押圧力ＰHDPOとは、たとえば
図５に示すように、最適押圧力ＰHDPOを十分に含む範囲
で押圧力を連続的に増加させる過程で、圧脈波センサ５
８のアクティブエレメント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ＳＭ2 の下ピー
ク値ＳMminと圧脈波センサ５８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。
に位置させられた圧脈波センサ５８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Ｐ(RA)に基づいて
最適押圧力を決定し、圧脈波センサ５８を最適押圧力Ｐ
HDPOにて押圧させる。最適押圧力ＰHDPOとは、たとえば
図５に示すように、最適押圧力ＰHDPOを十分に含む範囲
で押圧力を連続的に増加させる過程で、圧脈波センサ５
８のアクティブエレメント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ＳＭ2 の下ピー
ク値ＳMminと圧脈波センサ５８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。
【００２３】関係決定手段８８は、圧脈波センサ５８の
押圧面７０に配列された複数の圧力検出素子のうちアク
ティブエレメントＥ0 により検出される圧脈波Ｐ(RA)の
大きさと血圧測定手段８０により測定された血圧値ＢＰ
との間の対応関係をたとえば図６に示すように予め決定
する。また、図６に示す関係は、式１によっても表され
る。 （式１） ＭＢＰ＝Ａ・Ｐ(RA)＋Ｂ
押圧面７０に配列された複数の圧力検出素子のうちアク
ティブエレメントＥ0 により検出される圧脈波Ｐ(RA)の
大きさと血圧測定手段８０により測定された血圧値ＢＰ
との間の対応関係をたとえば図６に示すように予め決定
する。また、図６に示す関係は、式１によっても表され
る。 （式１） ＭＢＰ＝Ａ・Ｐ(RA)＋Ｂ
【００２４】監視血圧値連続決定手段９０は、その対応
関係から、圧脈波センサ５８の押圧面７０に配列された
複数の圧力検出素子のうちたとえばアクティブエレメン
トＥ 0 により検出される圧脈波Ｐ(RA)の大きさに基づい
て生体の監視血圧値ＭＢＰ（監視最高血圧値ＭＢ
ＰSYS 、監視平均血圧値ＭＢＰMEAN、監視最低血圧値Ｍ
ＢＰ DIA の少なくとも一つ）を連続的に決定し、且つ、
その監視血圧値ＭＢＰを表示器３６に逐次表示する。
関係から、圧脈波センサ５８の押圧面７０に配列された
複数の圧力検出素子のうちたとえばアクティブエレメン
トＥ 0 により検出される圧脈波Ｐ(RA)の大きさに基づい
て生体の監視血圧値ＭＢＰ（監視最高血圧値ＭＢ
ＰSYS 、監視平均血圧値ＭＢＰMEAN、監視最低血圧値Ｍ
ＢＰ DIA の少なくとも一つ）を連続的に決定し、且つ、
その監視血圧値ＭＢＰを表示器３６に逐次表示する。
【００２５】血圧差算出手段９２は、予め設定したモデ
ル９４に基づいて、圧脈波検出プローブ３８により逐次
検出される圧脈波Ｐ(RA)の大きさから、圧脈波センサ５
８により押圧されている部位における橈骨動脈４４の血
圧Ｐ(RA)と橈骨動脈４４の末端における血圧Ｐｄとの間
の血圧差Ａを逐次算出する。上記予め設定したモデル９
４は、血管系を模式化したものであり、図７に示され
る。このモデル９４において、管９６は、弾力性があり
圧力損失のない管であり、大動脈（中枢動脈）から橈骨
動脈４４（末梢動脈）の圧脈波センサ５８により押圧さ
れている部位までの血管に相当する。なお、この管９６
の特性インピーダンスをＺｃと表す。そして、その管９
６の末梢側には末梢回路９８が接続されている。この末
梢回路９８は圧脈波センサ５８により押圧されている部
位よりもさらに末梢側の血管系をモデル化したものであ
り、圧脈波センサ５８により押圧されている部位から末
端までの橈骨動脈４４を表す抵抗９９と、その抵抗９９
とそれぞれ直列且つ互いに並列に接続されている抵抗１
００およびコンデンサ１０２とにより構成されている。
なお、上記抵抗９９のインピーダンスは管９６のインピ
ーダンスと等しい。これは、血管のインピーダンスは血
管の径、弾性、壁厚、血液の物性で決まり、圧脈波セン
サ５８により押圧されている部位の上流と下流でこれら
が大きく変化しないためである。
ル９４に基づいて、圧脈波検出プローブ３８により逐次
検出される圧脈波Ｐ(RA)の大きさから、圧脈波センサ５
８により押圧されている部位における橈骨動脈４４の血
圧Ｐ(RA)と橈骨動脈４４の末端における血圧Ｐｄとの間
の血圧差Ａを逐次算出する。上記予め設定したモデル９
４は、血管系を模式化したものであり、図７に示され
る。このモデル９４において、管９６は、弾力性があり
圧力損失のない管であり、大動脈（中枢動脈）から橈骨
動脈４４（末梢動脈）の圧脈波センサ５８により押圧さ
れている部位までの血管に相当する。なお、この管９６
の特性インピーダンスをＺｃと表す。そして、その管９
６の末梢側には末梢回路９８が接続されている。この末
梢回路９８は圧脈波センサ５８により押圧されている部
位よりもさらに末梢側の血管系をモデル化したものであ
り、圧脈波センサ５８により押圧されている部位から末
端までの橈骨動脈４４を表す抵抗９９と、その抵抗９９
とそれぞれ直列且つ互いに並列に接続されている抵抗１
００およびコンデンサ１０２とにより構成されている。
なお、上記抵抗９９のインピーダンスは管９６のインピ
ーダンスと等しい。これは、血管のインピーダンスは血
管の径、弾性、壁厚、血液の物性で決まり、圧脈波セン
サ５８により押圧されている部位の上流と下流でこれら
が大きく変化しないためである。
【００２６】上記血圧差Ａは、抵抗９９の特性インピー
ダンスＺｃと管９６内を流れる血流量Ｑ(RA)との積（Ａ
＝Ｚｃ×Ｑ(RA)）と表すことができる。また、時間ｔに
おける血圧差Ａ(t) と、時間ｔにおける管９６の末端の
圧力すなわち圧脈波センサ５８により押圧されている部
位における橈骨動脈４４の脈圧Ｐ(RA)(t) 、および橈骨
動脈４４の末端すなわちｄ点の圧力Ｐｄ(t) との間に
は、式２に示す関係が成り立つ。 （式２） Ａ(t) ＝Ｐ(RA)(t) −Ｐｄ(t)
ダンスＺｃと管９６内を流れる血流量Ｑ(RA)との積（Ａ
＝Ｚｃ×Ｑ(RA)）と表すことができる。また、時間ｔに
おける血圧差Ａ(t) と、時間ｔにおける管９６の末端の
圧力すなわち圧脈波センサ５８により押圧されている部
位における橈骨動脈４４の脈圧Ｐ(RA)(t) 、および橈骨
動脈４４の末端すなわちｄ点の圧力Ｐｄ(t) との間に
は、式２に示す関係が成り立つ。 （式２） Ａ(t) ＝Ｐ(RA)(t) −Ｐｄ(t)
【００２７】また、コンデンサ１０２に流入する流量は
Ａ(t) ／Ｚｃで表すことができ、コンデンサ１０２から
流出する流量はＰｄ(t) ／Ｒで表すことができるので、
十分に小さい一定時間Ｔ（たとえば１ｍｓｅｃなど）に
コンデンサ１０２に充電される電荷の量は式３のように
表すことができる。 （式３） ｛Ａ(t) ／Ｚｃ−Ｐｄ(t) ／Ｒ｝×Ｔ 式３をコンデンサ１０２のキャパシタンスＣで除すと、
一定時間Ｔに新たにコンデンサ１０２の両端に生じた電
圧の増加分になることから、Ｔ秒後のｄ点における電圧
Ｐｄ（ｔ＋Ｔ）は式４で表すことができる。 （式４） Ｐｄ（ｔ＋Ｔ） ＝Ｐｄ(t) ＋｛Ａ(t) ／Ｚｃ／Ｃ−Ｐｄ(t) ／Ｒ／Ｃ｝×Ｔ ＝Ｐｄ(t) ＋｛Ａ(t) ／（Ｚｃ／Ｒ）／（Ｃ・Ｒ）−Ｐｄ(t) ／（Ｃ・ Ｒ）｝×Ｔ
Ａ(t) ／Ｚｃで表すことができ、コンデンサ１０２から
流出する流量はＰｄ(t) ／Ｒで表すことができるので、
十分に小さい一定時間Ｔ（たとえば１ｍｓｅｃなど）に
コンデンサ１０２に充電される電荷の量は式３のように
表すことができる。 （式３） ｛Ａ(t) ／Ｚｃ−Ｐｄ(t) ／Ｒ｝×Ｔ 式３をコンデンサ１０２のキャパシタンスＣで除すと、
一定時間Ｔに新たにコンデンサ１０２の両端に生じた電
圧の増加分になることから、Ｔ秒後のｄ点における電圧
Ｐｄ（ｔ＋Ｔ）は式４で表すことができる。 （式４） Ｐｄ（ｔ＋Ｔ） ＝Ｐｄ(t) ＋｛Ａ(t) ／Ｚｃ／Ｃ−Ｐｄ(t) ／Ｒ／Ｃ｝×Ｔ ＝Ｐｄ(t) ＋｛Ａ(t) ／（Ｚｃ／Ｒ）／（Ｃ・Ｒ）−Ｐｄ(t) ／（Ｃ・ Ｒ）｝×Ｔ
【００２８】ここで、Ｚｃ／Ｒ、Ｃ・Ｒは、以下のよう
にして求めることができる。まず、中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)と橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)を実測し、その２つの圧波
形の比較から実測の伝達関数を求める。なお、この方法
は、文献(Sugimachi et al.Methods Inf Med 1997) に
詳しく記載されている。次に、モデル９４に基づく伝達
関数Ｈ（ω）は式５で表すことができるので、式５に示
す伝達関数Ｈ（ω）の０−８Ｈｚの範囲が前記実測の伝
達関数を最も忠実に再現するパラメーターの組み合わせ
から、Ｚｃ／Ｒ、Ｃ・Ｒを求めることができる。 （式５） Ｈ（ω）＝（１＋Δ2 Γ）／（Δ＋ΔΓ） ここで、ωは角振動数、Δは遅延要素であり、Δ＝−ω
・Ｔｄ・ｊ、Γ＝（Ｚ−Ｚｃ）／（Ｚ＋Ｚｃ）（ただ
し、Ｚは末梢回路９８のインピーダンス）
にして求めることができる。まず、中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)と橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)を実測し、その２つの圧波
形の比較から実測の伝達関数を求める。なお、この方法
は、文献(Sugimachi et al.Methods Inf Med 1997) に
詳しく記載されている。次に、モデル９４に基づく伝達
関数Ｈ（ω）は式５で表すことができるので、式５に示
す伝達関数Ｈ（ω）の０−８Ｈｚの範囲が前記実測の伝
達関数を最も忠実に再現するパラメーターの組み合わせ
から、Ｚｃ／Ｒ、Ｃ・Ｒを求めることができる。 （式５） Ｈ（ω）＝（１＋Δ2 Γ）／（Δ＋ΔΓ） ここで、ωは角振動数、Δは遅延要素であり、Δ＝−ω
・Ｔｄ・ｊ、Γ＝（Ｚ−Ｚｃ）／（Ｚ＋Ｚｃ）（ただ
し、Ｚは末梢回路９８のインピーダンス）
【００２９】しかし、本実施例では、上記のようにして
予め求めたＺｃ／Ｒ、Ｃ・Ｒに基づいて決定された一定
値（たとえばそれらの平均値）を用いる。このように一
定値を用いるのは、Ｚｃ／ＲおよびＣ・Ｒが多少変動し
ても最終的な中心大動脈圧Ｐ (AO)はそれほど変化しない
ことを実験により確認したこと、および、一定値を用い
ることにより計算処理の迅速化を図ることができるから
である。また、前記式４からＰｄ（ｔ＋Ｔ）を求めるた
めには、Ｐｄ(t) の初期値を与えてやる必要があること
から、Ｐｄ(t) の初期値には予め設定された一定値、た
とえば末梢動脈圧の平均値すなわち圧脈波検出プローブ
３８により検出される橈骨動脈圧Ｐ(RA)の平均値を用い
る。これらの値を式４に代入することにより、Ｐｄ(t)
およびＡ(t) が逐次得られる。なお、Ｐｄ(t) には、初
期値として予め設定された一定値を用いることから、Ｐ
ｄ(t) は極初期のうちは不正確であるが、式４を繰り返
し用いるうちに真の値に近づいていく。
予め求めたＺｃ／Ｒ、Ｃ・Ｒに基づいて決定された一定
値（たとえばそれらの平均値）を用いる。このように一
定値を用いるのは、Ｚｃ／ＲおよびＣ・Ｒが多少変動し
ても最終的な中心大動脈圧Ｐ (AO)はそれほど変化しない
ことを実験により確認したこと、および、一定値を用い
ることにより計算処理の迅速化を図ることができるから
である。また、前記式４からＰｄ（ｔ＋Ｔ）を求めるた
めには、Ｐｄ(t) の初期値を与えてやる必要があること
から、Ｐｄ(t) の初期値には予め設定された一定値、た
とえば末梢動脈圧の平均値すなわち圧脈波検出プローブ
３８により検出される橈骨動脈圧Ｐ(RA)の平均値を用い
る。これらの値を式４に代入することにより、Ｐｄ(t)
およびＡ(t) が逐次得られる。なお、Ｐｄ(t) には、初
期値として予め設定された一定値を用いることから、Ｐ
ｄ(t) は極初期のうちは不正確であるが、式４を繰り返
し用いるうちに真の値に近づいていく。
【００３０】末梢動脈圧波形推定手段として機能する橈
骨動脈圧波形推定手段１０４は、圧脈波検出プローブ３
８により逐次検出される圧脈波Ｐ(RA)(t) 、および前記
血圧差算出手段９２により逐次算出される血圧差Ａ(t)
に基づいて、式６および式７から、橈骨動脈４４の圧脈
波センサ５８により押圧されている部位における進行圧
脈波Ｐf(RA) (t) および反射圧脈波Ｐb(RA) (t) を逐次
推定する。なお、式６および式７は、圧脈波Ｐ(RA)およ
び血流波Ｑ(RA)から、その圧脈波Ｐ(RA)の進行圧脈波Ｐ
f(RA) および反射圧脈波Ｐb(RA) を推定する式として知
られているものである。(Westerhof N, Sipkema P, Bos
GC van, Elzinga G: Forward and backward waves in
the arterial system. Cardiovasc Res 1972; 6:648-65
6) （式６） Ｐf(RA) (t) ＝（Ｐ(RA)(t) ＋Ａ(t) ）／２ （式７） Ｐb(RA) (t) ＝（Ｐ(RA)(t) −Ａ(t) ）／２
骨動脈圧波形推定手段１０４は、圧脈波検出プローブ３
８により逐次検出される圧脈波Ｐ(RA)(t) 、および前記
血圧差算出手段９２により逐次算出される血圧差Ａ(t)
に基づいて、式６および式７から、橈骨動脈４４の圧脈
波センサ５８により押圧されている部位における進行圧
脈波Ｐf(RA) (t) および反射圧脈波Ｐb(RA) (t) を逐次
推定する。なお、式６および式７は、圧脈波Ｐ(RA)およ
び血流波Ｑ(RA)から、その圧脈波Ｐ(RA)の進行圧脈波Ｐ
f(RA) および反射圧脈波Ｐb(RA) を推定する式として知
られているものである。(Westerhof N, Sipkema P, Bos
GC van, Elzinga G: Forward and backward waves in
the arterial system. Cardiovasc Res 1972; 6:648-65
6) （式６） Ｐf(RA) (t) ＝（Ｐ(RA)(t) ＋Ａ(t) ）／２ （式７） Ｐb(RA) (t) ＝（Ｐ(RA)(t) −Ａ(t) ）／２
【００３１】伝播時間算出手段１０６は、中枢動脈の所
定部位における脈動に同期する第１同期信号を検出する
第１センサにより、第１同期信号の予め設定された所定
部位が検出された時点と、圧脈波センサ５８により、上
記第１同期信号の所定部位に対応する圧脈波Ｐ(RA)の所
定部位が検出された時点との時間差を、伝播時間Ｔｄと
して算出する。本装置８では、心音マイク７４が第１セ
ンサとして機能することから、たとえば、心音マイク７
４により逐次検出される第１音Ｉの立ち上がり点と、圧
脈波センサ５８により逐次検出される圧脈波Ｐ(RA)の立
ち上がり点との時間差を伝播時間Ｔｄとして算出する。
定部位における脈動に同期する第１同期信号を検出する
第１センサにより、第１同期信号の予め設定された所定
部位が検出された時点と、圧脈波センサ５８により、上
記第１同期信号の所定部位に対応する圧脈波Ｐ(RA)の所
定部位が検出された時点との時間差を、伝播時間Ｔｄと
して算出する。本装置８では、心音マイク７４が第１セ
ンサとして機能することから、たとえば、心音マイク７
４により逐次検出される第１音Ｉの立ち上がり点と、圧
脈波センサ５８により逐次検出される圧脈波Ｐ(RA)の立
ち上がり点との時間差を伝播時間Ｔｄとして算出する。
【００３２】中枢動脈圧波形推定手段として機能する中
心大動脈圧波形推定手段１０８は、前記橈骨動脈圧波形
推定手段１０４により逐次推定された橈骨動脈４４の進
行圧脈波Ｐf(RA) と反射圧脈波Ｐb(RA) 、および前記伝
播時間算出手段１０６により逐次算出された伝播時間Ｔ
ｄに基づいて、以下のようにして中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)を逐次推定し、その逐次推定した大動脈圧波形Ｐ
(AO)を表示器３６の所定の表示位置に逐次表示する。モ
デル９４では、橈骨動脈４４における進行圧脈波Ｐ
f(RA) は、大動脈の中心端における進行圧脈波Ｐf(AO)
に対して伝播時間Ｔｄだけ遅れているのみで、その形状
は同じである。従って、逐次推定された橈骨動脈４４の
進行圧脈波形Ｐf(RA) を、時間軸に平行に伝播時間Ｔｄ
だけ早い側へ移動させると大動脈の中心端における進行
圧脈波Ｐf(AO) を得る。同様に、逐次推定された橈骨動
脈４４の反射圧脈波形Ｐb(RA) を、時間軸に平行に伝播
時間Ｔｄだけ遅い側へ移動させると大動脈の中心端にお
ける反射圧脈波Ｐb(AO) を得る。そのようにして得た大
動脈の中心端における進行圧脈波Ｐf(AO) と反射圧脈波
Ｐb( AO) とを加算することにより、大動脈圧波形Ｐ(AO)
を逐次推定する。
心大動脈圧波形推定手段１０８は、前記橈骨動脈圧波形
推定手段１０４により逐次推定された橈骨動脈４４の進
行圧脈波Ｐf(RA) と反射圧脈波Ｐb(RA) 、および前記伝
播時間算出手段１０６により逐次算出された伝播時間Ｔ
ｄに基づいて、以下のようにして中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)を逐次推定し、その逐次推定した大動脈圧波形Ｐ
(AO)を表示器３６の所定の表示位置に逐次表示する。モ
デル９４では、橈骨動脈４４における進行圧脈波Ｐ
f(RA) は、大動脈の中心端における進行圧脈波Ｐf(AO)
に対して伝播時間Ｔｄだけ遅れているのみで、その形状
は同じである。従って、逐次推定された橈骨動脈４４の
進行圧脈波形Ｐf(RA) を、時間軸に平行に伝播時間Ｔｄ
だけ早い側へ移動させると大動脈の中心端における進行
圧脈波Ｐf(AO) を得る。同様に、逐次推定された橈骨動
脈４４の反射圧脈波形Ｐb(RA) を、時間軸に平行に伝播
時間Ｔｄだけ遅い側へ移動させると大動脈の中心端にお
ける反射圧脈波Ｐb(AO) を得る。そのようにして得た大
動脈の中心端における進行圧脈波Ｐf(AO) と反射圧脈波
Ｐb( AO) とを加算することにより、大動脈圧波形Ｐ(AO)
を逐次推定する。
【００３３】図８は、上記中心大動脈圧波形推定装置８
の電子制御装置２８における制御作動の要部をさらに具
体的に説明するフローチャートである。
の電子制御装置２８における制御作動の要部をさらに具
体的に説明するフローチャートである。
【００３４】図８において、ステップＳ１（以下、ステ
ップを省略する。）では、初回のＳ１の実行であるか否
か、および前回に対応関係が更新されてからの経過時間
が十数分乃至数十分程度に予め設定されたキャリブレー
ション周期を超えたか否かが判断される。通常はそのＳ
１の判断が否定されるので、Ｓ２において所定の押圧位
置更新条件（ＡＰＳ起動条件）が成立したか否か、たと
えば、圧脈波センサ５８の押圧面７０に配列された圧力
検出素子のうちの最大振幅を検出するアクティブエレメ
ントＥ0 が配列位置のうちの端部に位置する状態となっ
たか否かなどが判断される。
ップを省略する。）では、初回のＳ１の実行であるか否
か、および前回に対応関係が更新されてからの経過時間
が十数分乃至数十分程度に予め設定されたキャリブレー
ション周期を超えたか否かが判断される。通常はそのＳ
１の判断が否定されるので、Ｓ２において所定の押圧位
置更新条件（ＡＰＳ起動条件）が成立したか否か、たと
えば、圧脈波センサ５８の押圧面７０に配列された圧力
検出素子のうちの最大振幅を検出するアクティブエレメ
ントＥ0 が配列位置のうちの端部に位置する状態となっ
たか否かなどが判断される。
【００３５】初回の装着時、或いは圧脈波センサ５８の
橈骨動脈４４に対する押圧位置がずれ、上記ＡＰＳ起動
条件が成立する場合には、上記Ｓ２の判断が肯定される
ので、Ｓ４のＡＰＳ制御ルーチンが実行される。このＡ
ＰＳ制御ル−チンは、圧脈波センサ５８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ＳＭ2 の振幅分
布曲線の最大振幅を検出する素子が、圧力検出素子の配
列の略中心位置になるように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を橈骨動
脈４４の真上に位置するアクティブエレメントＥ0 とし
て設定する。
橈骨動脈４４に対する押圧位置がずれ、上記ＡＰＳ起動
条件が成立する場合には、上記Ｓ２の判断が肯定される
ので、Ｓ４のＡＰＳ制御ルーチンが実行される。このＡ
ＰＳ制御ル−チンは、圧脈波センサ５８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ＳＭ2 の振幅分
布曲線の最大振幅を検出する素子が、圧力検出素子の配
列の略中心位置になるように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を橈骨動
脈４４の真上に位置するアクティブエレメントＥ0 とし
て設定する。
【００３６】橈骨動脈４４に対する圧脈波センサ５８の
押圧位置が正常範囲であれば、上記Ｓ２の判断が否定さ
れるので、Ｓ３において、たとえば図６の対応関係を変
化させる程に圧脈波センサ５８の押圧条件を変化させる
体動が検出されたか否か、或いは監視血圧値ＭＢＰが前
回のカフ１０を用いて測定された血圧値ＢＰに対して大
幅に変化したか否かなどに基づいて、血圧監視のための
対応関係を更新するための起動条件或いは最適押圧力決
定起動条件（ＨＤＰ起動条件）が成立したか否かが判断
される。
押圧位置が正常範囲であれば、上記Ｓ２の判断が否定さ
れるので、Ｓ３において、たとえば図６の対応関係を変
化させる程に圧脈波センサ５８の押圧条件を変化させる
体動が検出されたか否か、或いは監視血圧値ＭＢＰが前
回のカフ１０を用いて測定された血圧値ＢＰに対して大
幅に変化したか否かなどに基づいて、血圧監視のための
対応関係を更新するための起動条件或いは最適押圧力決
定起動条件（ＨＤＰ起動条件）が成立したか否かが判断
される。
【００３７】上記Ｓ３の判断が肯定された場合、および
上記Ｓ４のＡＰＳ制御ルーチンが実行された場合は、前
記最適押圧力制御手段８６に対応するＳ５のＨＤＰ制御
ルーチンにおいて、圧脈波センサ５８の押圧力が連続的
に高められる過程で、アクティブエレメントＥ0 からの
圧脈波Ｐ(RA)の振幅が最大となる押圧力が最適押圧力Ｐ
HDPOとして決定され且つ更新された後、圧脈波センサ５
８の押圧力がその最適押圧力ＰHDPOにて保持される。そ
して、圧脈波センサ５８がその最適押圧力ＰHD POにて押
圧された状態で、以後のＳ６以下が実行される。
上記Ｓ４のＡＰＳ制御ルーチンが実行された場合は、前
記最適押圧力制御手段８６に対応するＳ５のＨＤＰ制御
ルーチンにおいて、圧脈波センサ５８の押圧力が連続的
に高められる過程で、アクティブエレメントＥ0 からの
圧脈波Ｐ(RA)の振幅が最大となる押圧力が最適押圧力Ｐ
HDPOとして決定され且つ更新された後、圧脈波センサ５
８の押圧力がその最適押圧力ＰHDPOにて保持される。そ
して、圧脈波センサ５８がその最適押圧力ＰHD POにて押
圧された状態で、以後のＳ６以下が実行される。
【００３８】前回に対応関係が決定されてからの経過時
間が予め設定されたキャリブレーション周期を超えた場
合、または上記Ｓ５においてＨＤＰ制御ルーチンが実行
された場合は、Ｓ６においてカフ１０を用いた血圧測定
が実行された後、Ｓ７において対応関係が更新される。
すなわち、まず、前記血圧測定手段８０に対応するＳ６
では、切換弁１６を圧力供給状態に切り換え且つ空気ポ
ンプ１８を作動させてカフ１０内の圧力を患者の予想さ
れる最高血圧値よりも高い目標圧力（たとえば１８０mm
Hg）まで昇圧した後、空気ポンプ１８を停止させ且つ切
換弁１６を徐速排圧状態に切り換えてカフ１０内の圧力
を３mmHg/sec程度に予め定められた徐速降圧速度で下降
させることにより、この徐速降圧過程で逐次得られる脈
波信号ＳＭ1 が表す圧脈波Ｐ(RA)の振幅の変化に基づい
て、良く知られたオシロメトリック方式の血圧値決定ア
ルゴリズムに従って最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値Ｂ
Ｐ MEAN、および最低血圧値ＢＰDIA が測定される。そし
て、その測定された血圧値が表示器３６に表示されると
ともに、切換弁１６が急速排圧状態に切り換えられてカ
フ１０内が急速に排圧される。
間が予め設定されたキャリブレーション周期を超えた場
合、または上記Ｓ５においてＨＤＰ制御ルーチンが実行
された場合は、Ｓ６においてカフ１０を用いた血圧測定
が実行された後、Ｓ７において対応関係が更新される。
すなわち、まず、前記血圧測定手段８０に対応するＳ６
では、切換弁１６を圧力供給状態に切り換え且つ空気ポ
ンプ１８を作動させてカフ１０内の圧力を患者の予想さ
れる最高血圧値よりも高い目標圧力（たとえば１８０mm
Hg）まで昇圧した後、空気ポンプ１８を停止させ且つ切
換弁１６を徐速排圧状態に切り換えてカフ１０内の圧力
を３mmHg/sec程度に予め定められた徐速降圧速度で下降
させることにより、この徐速降圧過程で逐次得られる脈
波信号ＳＭ1 が表す圧脈波Ｐ(RA)の振幅の変化に基づい
て、良く知られたオシロメトリック方式の血圧値決定ア
ルゴリズムに従って最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値Ｂ
Ｐ MEAN、および最低血圧値ＢＰDIA が測定される。そし
て、その測定された血圧値が表示器３６に表示されると
ともに、切換弁１６が急速排圧状態に切り換えられてカ
フ１０内が急速に排圧される。
【００３９】次に、前記関係決定手段８８に対応するＳ
７では、圧脈波センサ５８からの圧脈波Ｐ(RA)の大きさ
（絶対値すなわち圧脈波信号ＳＭ2 の大きさ）と上記Ｓ
６において測定されたカフ１０による血圧値ＢＰSYS 、
ＢＰDIA との間の対応関係が求められ、更新される。す
なわち、圧脈波センサ５８からの圧脈波Ｐ(RA)が１拍読
み込まれ且つその圧脈波Ｐ(RA)の最高値Ｐ(RA)max およ
び最低値Ｐ(RA)min が決定されるとともに、それら圧脈
波Ｐ(RA)の最高値Ｐ(RA)max および最低値Ｐ(R A)min と
Ｓ６にてカフ１０により測定された最高血圧値ＢＰSYS
および最低血圧値ＢＰDIA とに基づいて、図６に示す圧
脈波Ｐ(RA)の大きさとモニタ血圧値ＭＢＰとの間の対応
関係が決定されるのである。
７では、圧脈波センサ５８からの圧脈波Ｐ(RA)の大きさ
（絶対値すなわち圧脈波信号ＳＭ2 の大きさ）と上記Ｓ
６において測定されたカフ１０による血圧値ＢＰSYS 、
ＢＰDIA との間の対応関係が求められ、更新される。す
なわち、圧脈波センサ５８からの圧脈波Ｐ(RA)が１拍読
み込まれ且つその圧脈波Ｐ(RA)の最高値Ｐ(RA)max およ
び最低値Ｐ(RA)min が決定されるとともに、それら圧脈
波Ｐ(RA)の最高値Ｐ(RA)max および最低値Ｐ(R A)min と
Ｓ６にてカフ１０により測定された最高血圧値ＢＰSYS
および最低血圧値ＢＰDIA とに基づいて、図６に示す圧
脈波Ｐ(RA)の大きさとモニタ血圧値ＭＢＰとの間の対応
関係が決定されるのである。
【００４０】続くＳ８では、最適押圧力ＰHDPOにて押圧
されている圧脈波センサ５８のアクティブエレメントＥ
0 から出力される圧脈波信号ＳＭ2 および心音マイク７
４から出力される心音信号ＳＨが、所定拍数分（たとえ
ば１拍）読み込まれる。続く監視血圧値決定手段９０に
対応するＳ９では、上記Ｓ８において読み込まれた圧脈
波信号ＳＭ2 からその波動の最高値Ｐ(RA)max および最
低値Ｐ(RA)min が決定され、図６の対応関係からその圧
脈波Ｐ(RA)の最高値Ｐ(RA)max および最低値Ｐ (RA)min
に基づいて監視最高血圧値ＭＢＰSYS および監視最低血
圧値ＭＢＰDIAが決定される。そして、その監視最高血
圧値ＭＢＰSYS および監視最低血圧値ＭＢＰDIA が表示
器３６に表示される。
されている圧脈波センサ５８のアクティブエレメントＥ
0 から出力される圧脈波信号ＳＭ2 および心音マイク７
４から出力される心音信号ＳＨが、所定拍数分（たとえ
ば１拍）読み込まれる。続く監視血圧値決定手段９０に
対応するＳ９では、上記Ｓ８において読み込まれた圧脈
波信号ＳＭ2 からその波動の最高値Ｐ(RA)max および最
低値Ｐ(RA)min が決定され、図６の対応関係からその圧
脈波Ｐ(RA)の最高値Ｐ(RA)max および最低値Ｐ (RA)min
に基づいて監視最高血圧値ＭＢＰSYS および監視最低血
圧値ＭＢＰDIAが決定される。そして、その監視最高血
圧値ＭＢＰSYS および監視最低血圧値ＭＢＰDIA が表示
器３６に表示される。
【００４１】続く血圧差算出手段９２に対応するＳ１０
では、前記Ｓ８で読み込まれた一拍分の圧脈波を構成す
る各圧脈波信号ＳＭ2 が前記式４に代入されることによ
り、１拍分のＰｄ(t) およびＡ(t) が算出される。な
お、式４において、Ｚｃ／ＲおよびＣ・Ｒには、予め設
定された一定値（たとえば、Ｚｃ／Ｒ＝０．０３１８，
Ｃ・Ｒ＝１．３３）が用いられる。
では、前記Ｓ８で読み込まれた一拍分の圧脈波を構成す
る各圧脈波信号ＳＭ2 が前記式４に代入されることによ
り、１拍分のＰｄ(t) およびＡ(t) が算出される。な
お、式４において、Ｚｃ／ＲおよびＣ・Ｒには、予め設
定された一定値（たとえば、Ｚｃ／Ｒ＝０．０３１８，
Ｃ・Ｒ＝１．３３）が用いられる。
【００４２】続いて橈骨動脈圧波形推定手段１０４に対
応するＳ１１乃至Ｓ１２が実行される。まず、Ｓ１１で
は、前記Ｓ８で読み込まれた一拍分の圧脈波信号ＳＭ2
を構成する各点と前記Ｓ１０で算出された一拍分のＡ
(t) とが前記式６に代入されることにより、橈骨動脈４
４における進行圧脈波Ｐf(RA) の一拍分が推定される。
そして、Ｓ１２では、前記Ｓ８で読み込まれた一拍分の
圧脈波信号ＳＭ2 を構成する各点と前記Ｓ１０で算出さ
れた一拍分のＡ(t) とが前記式７に代入されることによ
り、橈骨動脈４４における反射圧脈波Ｐb(RA) の一拍分
が推定される。
応するＳ１１乃至Ｓ１２が実行される。まず、Ｓ１１で
は、前記Ｓ８で読み込まれた一拍分の圧脈波信号ＳＭ2
を構成する各点と前記Ｓ１０で算出された一拍分のＡ
(t) とが前記式６に代入されることにより、橈骨動脈４
４における進行圧脈波Ｐf(RA) の一拍分が推定される。
そして、Ｓ１２では、前記Ｓ８で読み込まれた一拍分の
圧脈波信号ＳＭ2 を構成する各点と前記Ｓ１０で算出さ
れた一拍分のＡ(t) とが前記式７に代入されることによ
り、橈骨動脈４４における反射圧脈波Ｐb(RA) の一拍分
が推定される。
【００４３】続く伝播時間算出手段１０６に対応するＳ
１３では、前記Ｓ８で読み込まれた圧脈波信号ＳＭ2 お
よび心音信号ＳＨに基づいて、圧脈波Ｐ(RA)の立ち上が
り点および第１心音Ｉの立ち上がり点が決定され、その
第１心音の立ち上がり点が決定された時点から圧脈波Ｐ
(RA)の立ち上がり点が決定された時点までの時間差が伝
播時間Ｔｄとして算出される。
１３では、前記Ｓ８で読み込まれた圧脈波信号ＳＭ2 お
よび心音信号ＳＨに基づいて、圧脈波Ｐ(RA)の立ち上が
り点および第１心音Ｉの立ち上がり点が決定され、その
第１心音の立ち上がり点が決定された時点から圧脈波Ｐ
(RA)の立ち上がり点が決定された時点までの時間差が伝
播時間Ｔｄとして算出される。
【００４４】続いて、中心大動脈圧波形推定手段１０８
に対応するＳ１４乃至Ｓ１６が実行される。まず、Ｓ１
４では、前記Ｓ１１で推定された橈骨動脈４４における
進行圧脈波Ｐf(RA) が、前記Ｓ１３で算出された伝播時
間Ｔｄだけ時間軸に平行に早い側へ移動させられること
により、大動脈の中心端における進行圧脈波Ｐf(AO)が
推定される。続いて、Ｓ１５では、前記Ｓ１２で推定さ
れた橈骨動脈４４における反射圧脈波Ｐb(RA) が、前記
Ｓ１３で算出された伝播時間Ｔｄだけ時間軸に平行に遅
い側へ移動させられることにより、大動脈の中心端にお
ける反射圧脈波Ｐb(AO) が推定される。そして、Ｓ１６
では、上記Ｓ１４で推定された大動脈の中心端における
進行圧脈波Ｐf(AO) に、上記Ｓ１５で推定された大動脈
の中心端における反射圧脈波Ｐb(AO) が加算されること
により、中心大動脈圧波形Ｐ(RO ) が推定され、且つ、
その推定された中心大動脈圧波形Ｐ(AO)が表示器３６に
表示される。
に対応するＳ１４乃至Ｓ１６が実行される。まず、Ｓ１
４では、前記Ｓ１１で推定された橈骨動脈４４における
進行圧脈波Ｐf(RA) が、前記Ｓ１３で算出された伝播時
間Ｔｄだけ時間軸に平行に早い側へ移動させられること
により、大動脈の中心端における進行圧脈波Ｐf(AO)が
推定される。続いて、Ｓ１５では、前記Ｓ１２で推定さ
れた橈骨動脈４４における反射圧脈波Ｐb(RA) が、前記
Ｓ１３で算出された伝播時間Ｔｄだけ時間軸に平行に遅
い側へ移動させられることにより、大動脈の中心端にお
ける反射圧脈波Ｐb(AO) が推定される。そして、Ｓ１６
では、上記Ｓ１４で推定された大動脈の中心端における
進行圧脈波Ｐf(AO) に、上記Ｓ１５で推定された大動脈
の中心端における反射圧脈波Ｐb(AO) が加算されること
により、中心大動脈圧波形Ｐ(RO ) が推定され、且つ、
その推定された中心大動脈圧波形Ｐ(AO)が表示器３６に
表示される。
【００４５】次に、上記中心大動脈圧波形推定装置８と
同様にしてモデル９４に基づいて推定した中心大動脈圧
波形Ｐ(AO)を、他の方法により得られた中心大動脈圧波
形Ｐ (AO)と比較した実験について説明する。
同様にしてモデル９４に基づいて推定した中心大動脈圧
波形Ｐ(AO)を、他の方法により得られた中心大動脈圧波
形Ｐ (AO)と比較した実験について説明する。
【００４６】実験は、それぞれ不整脈がある８人の患者
について、カテーテル法により実際に中心大動脈圧波形
Ｐ(AO)を測定すると同時に、前記圧脈波検出プローブ３
８を用いて橈骨動脈４４の圧脈波Ｐ(RA)を測定し、その
後に、すなわちオフラインにて、従来の伝達関数に基づ
いて大動脈圧波形を推定する方法および前記中心大動脈
圧波形推定装置８と同様にしてモデル９４に基づく方法
の２つの方法により、それぞれ中心大動脈圧波形Ｐ(AO)
を推定した。なお、このモデル９４に基づく方法と、前
記中心大動脈圧波形推定装置８とは、信号処理がオフラ
インであるかオンラインであるかの違いのみであり、本
実験において、モデル９４に基づいて推定された中心大
動脈圧波形Ｐ(AO)は、中心大動脈圧波形推定装置８によ
り推定される中心大動脈圧波形Ｐ(AO)と同じと言える。
また、上記従来の伝達関数に基づく大動脈圧波形の推定
方法は、下記の文献等に記載されている方法を用いた。
Sugimachi M, Kawada T, Shisido T, Matumoto N, Alex
ander J Jr, Sunagawa K:Estimation of arterial mech
anical properties from aortic and tonometricarteri
al pressure waveforms. Methods Inf Med 1997; 36: 2
50-253
について、カテーテル法により実際に中心大動脈圧波形
Ｐ(AO)を測定すると同時に、前記圧脈波検出プローブ３
８を用いて橈骨動脈４４の圧脈波Ｐ(RA)を測定し、その
後に、すなわちオフラインにて、従来の伝達関数に基づ
いて大動脈圧波形を推定する方法および前記中心大動脈
圧波形推定装置８と同様にしてモデル９４に基づく方法
の２つの方法により、それぞれ中心大動脈圧波形Ｐ(AO)
を推定した。なお、このモデル９４に基づく方法と、前
記中心大動脈圧波形推定装置８とは、信号処理がオフラ
インであるかオンラインであるかの違いのみであり、本
実験において、モデル９４に基づいて推定された中心大
動脈圧波形Ｐ(AO)は、中心大動脈圧波形推定装置８によ
り推定される中心大動脈圧波形Ｐ(AO)と同じと言える。
また、上記従来の伝達関数に基づく大動脈圧波形の推定
方法は、下記の文献等に記載されている方法を用いた。
Sugimachi M, Kawada T, Shisido T, Matumoto N, Alex
ander J Jr, Sunagawa K:Estimation of arterial mech
anical properties from aortic and tonometricarteri
al pressure waveforms. Methods Inf Med 1997; 36: 2
50-253
【００４７】図９は、上記実験において得られた代表的
な中心大動脈圧波形Ｐ(AO)を示す図であり、（ａ）はカ
テーテル法により実際に測定した中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)、（ｂ）は圧脈波検出プローブ３８により検出され
た橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)、（ｃ）は従来の伝達関数に基
づく方法により橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)から推定した中心
大動脈圧波形Ｐ(AO)、（ｄ）はモデル９４に基づいて橈
骨動脈圧波形Ｐ(RA)から推定した中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)である。図１０は、カテーテル法により実際に測定
した中心大動脈圧波Ｐ(AO)に対する散布図であり、
（ａ）は圧脈波検出プローブ３８により検出された橈骨
動脈圧波Ｐ(RA)、（ｂ）は従来の伝達関数に基づく方法
により橈骨動脈圧波Ｐ(RA)から推定した中心大動脈圧波
Ｐ(AO)、（ｃ）はモデル９４に基づいて橈骨動脈圧波Ｐ
(RA)から推定した中心大動脈圧波Ｐ(AO)の散布図であ
る。図９および図１０より、圧脈波検出プローブ３８に
より検出された橈骨動脈波形すなわち何ら補正されてい
ない橈骨動脈波形Ｐ(RA)は、実際の中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)とかなり相違しているが、上記２つの推定方法によ
って推定された中心大動脈圧波形Ｐ(AO)は、実際の中心
大動脈圧波形Ｐ(AO)をかなり忠実に再現していると言え
る。
な中心大動脈圧波形Ｐ(AO)を示す図であり、（ａ）はカ
テーテル法により実際に測定した中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)、（ｂ）は圧脈波検出プローブ３８により検出され
た橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)、（ｃ）は従来の伝達関数に基
づく方法により橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)から推定した中心
大動脈圧波形Ｐ(AO)、（ｄ）はモデル９４に基づいて橈
骨動脈圧波形Ｐ(RA)から推定した中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)である。図１０は、カテーテル法により実際に測定
した中心大動脈圧波Ｐ(AO)に対する散布図であり、
（ａ）は圧脈波検出プローブ３８により検出された橈骨
動脈圧波Ｐ(RA)、（ｂ）は従来の伝達関数に基づく方法
により橈骨動脈圧波Ｐ(RA)から推定した中心大動脈圧波
Ｐ(AO)、（ｃ）はモデル９４に基づいて橈骨動脈圧波Ｐ
(RA)から推定した中心大動脈圧波Ｐ(AO)の散布図であ
る。図９および図１０より、圧脈波検出プローブ３８に
より検出された橈骨動脈波形すなわち何ら補正されてい
ない橈骨動脈波形Ｐ(RA)は、実際の中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)とかなり相違しているが、上記２つの推定方法によ
って推定された中心大動脈圧波形Ｐ(AO)は、実際の中心
大動脈圧波形Ｐ(AO)をかなり忠実に再現していると言え
る。
【００４８】図１１は、個々の患者毎且つ橈骨動脈圧波
Ｐ(RA)の補正の方法毎に、カテーテル法により実際に測
定された中心大動脈圧波Ｐ(AO)との間の相関係数ｒ2 を
求めた結果を示す図であって、左列が補正されていない
橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)の相関係数、中列が従来の伝達関
数に基づく方法により推定された中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)の相関係数、右列がモデル９４に基づく方法により
推定された中心大動脈圧波形Ｐ(AO)の相関係数である。
図１１から、モデル９４に基づく方法は、従来の伝達関
数に基づく方法と同程度の高い精度で中心大動脈圧波形
Ｐ(AO)を推定できることが分かる。
Ｐ(RA)の補正の方法毎に、カテーテル法により実際に測
定された中心大動脈圧波Ｐ(AO)との間の相関係数ｒ2 を
求めた結果を示す図であって、左列が補正されていない
橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)の相関係数、中列が従来の伝達関
数に基づく方法により推定された中心大動脈圧波形Ｐ
(AO)の相関係数、右列がモデル９４に基づく方法により
推定された中心大動脈圧波形Ｐ(AO)の相関係数である。
図１１から、モデル９４に基づく方法は、従来の伝達関
数に基づく方法と同程度の高い精度で中心大動脈圧波形
Ｐ(AO)を推定できることが分かる。
【００４９】上述のように、本実施例によれば、血圧差
算出手段９２（Ｓ１０）により、モデル９４に基づい
て、圧脈波検出プローブ３８によって非侵襲的に逐次検
出された橈骨動脈圧脈波Ｐ(RA)から、圧脈波センサ５８
により押圧されている部位における橈骨動脈４４の血圧
Ｐ(RA)(t) と橈骨動脈４４の末端における血圧Ｐｄ(t)
との間の血圧差Ａ(t) が逐次算出される。そして、橈骨
動脈圧波形推定手段１０４（Ｓ１１，１２）により、血
圧差算出手段９２（Ｓ１０）によって逐次算出された血
圧差Ａ(t) と圧脈波検出プローブ３８によって逐次検出
された圧脈波Ｐ(R A)とから、橈骨動脈４４の進行圧脈波
Ｐf(RA) および反射圧脈波Ｐb(RA) が逐次推定され、中
心大動脈圧波形推定手段１０８（Ｓ１４乃至Ｓ１６）に
より、橈骨動脈４４の進行圧脈波Ｐf(RA) と反射圧脈波
Ｐb(RA) 、および伝播時間算出手段１０６（Ｓ１３）に
より逐次算出された伝播時間Ｔｄに基づいて中心大動脈
圧波形Ｐ(AO)が逐次推定される。従って、橈骨動脈圧波
形Ｐ(RA)および伝播時間Ｔｄを逐次測定するだけで、高
精度に且つ簡便に中心大動脈圧波形Ｐ(AO)が逐次推定で
きる。
算出手段９２（Ｓ１０）により、モデル９４に基づい
て、圧脈波検出プローブ３８によって非侵襲的に逐次検
出された橈骨動脈圧脈波Ｐ(RA)から、圧脈波センサ５８
により押圧されている部位における橈骨動脈４４の血圧
Ｐ(RA)(t) と橈骨動脈４４の末端における血圧Ｐｄ(t)
との間の血圧差Ａ(t) が逐次算出される。そして、橈骨
動脈圧波形推定手段１０４（Ｓ１１，１２）により、血
圧差算出手段９２（Ｓ１０）によって逐次算出された血
圧差Ａ(t) と圧脈波検出プローブ３８によって逐次検出
された圧脈波Ｐ(R A)とから、橈骨動脈４４の進行圧脈波
Ｐf(RA) および反射圧脈波Ｐb(RA) が逐次推定され、中
心大動脈圧波形推定手段１０８（Ｓ１４乃至Ｓ１６）に
より、橈骨動脈４４の進行圧脈波Ｐf(RA) と反射圧脈波
Ｐb(RA) 、および伝播時間算出手段１０６（Ｓ１３）に
より逐次算出された伝播時間Ｔｄに基づいて中心大動脈
圧波形Ｐ(AO)が逐次推定される。従って、橈骨動脈圧波
形Ｐ(RA)および伝播時間Ｔｄを逐次測定するだけで、高
精度に且つ簡便に中心大動脈圧波形Ｐ(AO)が逐次推定で
きる。
【００５０】以上、本発明の一実施形態を図面に基づい
て詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても
適用される。
て詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても
適用される。
【００５１】たとえば、前述の中心大動脈圧波形推定装
置８は、非観血連続血圧推定装置としての機能も有して
いたが、この非観血連続血圧推定装置としての機能はな
くてもよい。その場合には、カフ１０等が不要となる利
点がある。
置８は、非観血連続血圧推定装置としての機能も有して
いたが、この非観血連続血圧推定装置としての機能はな
くてもよい。その場合には、カフ１０等が不要となる利
点がある。
【００５２】また、前述の実施例では、第１センサとし
て、心音を検出する心音マイク７４が設けられていた
が、心音マイク７４に代えて、頸動脈波を検出する頸動
脈波センサが設けられてもよい。
て、心音を検出する心音マイク７４が設けられていた
が、心音マイク７４に代えて、頸動脈波を検出する頸動
脈波センサが設けられてもよい。
【００５３】また、前述の実施例では、圧脈波検出プロ
ーブ３８は、手首５４に装着されて、体表面５２上から
橈骨動脈４４を押圧することにより、末梢動脈圧波形と
して橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)を検出する形式であったが、
頸動脈は中心大動脈よりも末梢側にあるので、圧脈波検
出プローブは、生体の首部に装着されて、末梢動脈圧波
形として頸動脈圧波形を検出する形式であってもよい。
ーブ３８は、手首５４に装着されて、体表面５２上から
橈骨動脈４４を押圧することにより、末梢動脈圧波形と
して橈骨動脈圧波形Ｐ(RA)を検出する形式であったが、
頸動脈は中心大動脈よりも末梢側にあるので、圧脈波検
出プローブは、生体の首部に装着されて、末梢動脈圧波
形として頸動脈圧波形を検出する形式であってもよい。
【００５４】なお、本発明はその主旨を逸脱しない範囲
においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である中心大動脈圧波形推定
装置の回路構成を説明する図である。
装置の回路構成を説明する図である。
【図２】図１の実施例の圧脈波検出プローブを一部を切
り欠いて説明する拡大図である。
り欠いて説明する拡大図である。
【図３】図１の実施例の圧脈波センサにより検出される
圧脈波を例示する図である。
圧脈波を例示する図である。
【図４】図１の実施例における電子制御装置の制御機能
の要部を説明する機能ブロック線図である。
の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図５】図４の最適押圧力制御手段において決定される
最適押圧力を説明する図である。
最適押圧力を説明する図である。
【図６】図１の実施例において用いられる対応関係を例
示する図である。
示する図である。
【図７】本発明において用いられた血管系を模式化した
モデルである。
モデルである。
【図８】図１の実施例における電子制御装置における制
御作動の要部を具体的に説明するフローチャートであ
る。
御作動の要部を具体的に説明するフローチャートであ
る。
【図９】（ａ）はカテーテル法により実際に測定した中
心大動脈圧波形、（ｂ）は圧脈波検出プローブにより検
出された橈骨動脈圧波形、（ｃ）は従来の伝達関数に基
づく方法により橈骨動脈圧波形から推定した中心大動脈
圧波形、（ｄ）はモデルに基づいて橈骨動脈圧波形から
推定した中心大動脈圧波形である。
心大動脈圧波形、（ｂ）は圧脈波検出プローブにより検
出された橈骨動脈圧波形、（ｃ）は従来の伝達関数に基
づく方法により橈骨動脈圧波形から推定した中心大動脈
圧波形、（ｄ）はモデルに基づいて橈骨動脈圧波形から
推定した中心大動脈圧波形である。
【図１０】カテーテル法により実際に測定した中心大動
脈圧波に対する散布図であり、（ａ）は圧脈波検出プロ
ーブ３８により検出された橈骨動脈圧波、（ｂ）は従来
の伝達関数に基づく方法により橈骨動脈圧波から推定し
た中心大動脈圧波、（ｃ）はモデルに基づいて橈骨動脈
圧波から推定した中心大動脈圧波の散布図である。
脈圧波に対する散布図であり、（ａ）は圧脈波検出プロ
ーブ３８により検出された橈骨動脈圧波、（ｂ）は従来
の伝達関数に基づく方法により橈骨動脈圧波から推定し
た中心大動脈圧波、（ｃ）はモデルに基づいて橈骨動脈
圧波から推定した中心大動脈圧波の散布図である。
【図１１】個々の患者毎且つ橈骨動脈圧波の補正の方法
毎に、カテーテル法により実際に測定された中心大動脈
圧波との間の相関係数ｒ2 を求めた結果を示す図であ
る。
毎に、カテーテル法により実際に測定された中心大動脈
圧波との間の相関係数ｒ2 を求めた結果を示す図であ
る。
８：中心大動脈圧波形推定装置（中枢動脈圧波形推定装
置） ３８：圧脈波検出プローブ（圧脈波センサ） ４４：橈骨動脈（末梢動脈） ５８：圧脈波センサ ９２：血流波形算出手段 １０４：橈骨動脈圧波形推定手段（末梢動脈圧波形推定
手段） １０６：伝播時間算出手段 １０８：中心大動脈圧波形推定手段（中枢動脈圧波形推
定手段）
置） ３８：圧脈波検出プローブ（圧脈波センサ） ４４：橈骨動脈（末梢動脈） ５８：圧脈波センサ ９２：血流波形算出手段 １０４：橈骨動脈圧波形推定手段（末梢動脈圧波形推定
手段） １０６：伝播時間算出手段 １０８：中心大動脈圧波形推定手段（中枢動脈圧波形推
定手段）
Claims (1)
- 【請求項１】 生体の中枢動脈の圧脈波形を非侵襲にて
逐次推定する中枢動脈圧波形推定装置であって、 前記中枢動脈よりも下流側の末梢動脈を表皮上から押圧
する圧脈波センサを備え、該末梢動脈からの圧脈波を非
侵襲にて逐次検出する圧脈波検出装置と、 予め設定された血管系モデルに基づいて、前記圧脈波検
出装置により逐次検出される圧脈波から、前記圧脈波セ
ンサにより押圧されている部位における前記末梢動脈の
血圧と該末梢動脈の末端における血圧との間の血圧差を
逐次算出する血圧差算出手段と、 該血圧差算出手段により逐次算出される血圧差と、前記
圧脈波検出装置により逐次検出される前記末梢動脈の圧
脈波とから、前記末梢動脈の前記圧脈波センサによって
押圧されている部位における進行圧脈波および反射圧脈
波を逐次推定する末梢動脈圧波形推定手段と、 前記中枢動脈の所定部位から、前記末梢動脈の前記圧脈
波センサにより押圧されている部位までを脈波が伝播す
る伝播時間を逐次算出する伝播時間算出手段と、 前記末梢動脈圧波形推定手段により逐次推定された前記
末梢動脈の進行圧脈波形と反射圧脈波形、および前記伝
播時間算出手段により逐次算出された伝播時間に基づい
て、前記中枢動脈の進行圧脈波形および反射圧脈波形を
逐次推定し、さらに、該中枢動脈の進行圧脈波形および
反射圧脈波形を加算して中枢動脈圧波形を逐次推定する
中枢動脈圧波形推定手段とを、含むことを特徴とする中
枢動脈圧波形推定装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000244876A JP3400417B2 (ja) | 2000-08-11 | 2000-08-11 | 中枢動脈圧波形推定装置 |
| US09/810,214 US6428482B1 (en) | 2000-08-11 | 2001-03-19 | Central-artery-pressure-waveform estimating apparatus |
| DE60100615T DE60100615D1 (de) | 2000-08-11 | 2001-03-22 | Vorrichtung zur Abschätzung einer zentralarteriellen Druckwelle |
| EP01107203A EP1179318B1 (en) | 2000-08-11 | 2001-03-22 | Central-artery-pressure-waveform estimating apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000244876A JP3400417B2 (ja) | 2000-08-11 | 2000-08-11 | 中枢動脈圧波形推定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002051995A true JP2002051995A (ja) | 2002-02-19 |
| JP3400417B2 JP3400417B2 (ja) | 2003-04-28 |
Family
ID=18735501
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000244876A Expired - Lifetime JP3400417B2 (ja) | 2000-08-11 | 2000-08-11 | 中枢動脈圧波形推定装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6428482B1 (ja) |
| EP (1) | EP1179318B1 (ja) |
| JP (1) | JP3400417B2 (ja) |
| DE (1) | DE60100615D1 (ja) |
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