JP2003290160A - 脈波伝播速度測定装置 - Google Patents
脈波伝播速度測定装置Info
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Abstract
波伝播速度測定装置を提供すること。 【解決手段】 カフにより被験者の上肢及び下肢の一部
を押圧して検出した脈波に基づいて脈波伝播速度(PW
V)を測定する脈波伝播速度測定装置において、上肢用
カフ21及び下肢用カフ22に接続されたホース21
h’、22hの長さを等しくする。
Description
装置に関し、特に精度の良い測定が可能な脈波伝播速度
測定装置に関する。
て、脈波伝播速度又は脈波速度(PulseWave Velocity:P
WV)が一般的に用いられている。PWVは心臓から大
動脈に血液を送り出す際に派生した血管壁圧が動脈中を
移動する際に発生する波動が血管壁を伝わる早さであ
り、速くなるほど血管が硬くなっていることを意味す
る。PWVは血管上の2点の脈波及びその伝播時間を測
定し、この2点間の距離を伝播時間で除すことにより求
められる。
心音マイクを用いて取得した心音第2音と、脈波センサ
を用いて取得した股動脈及び頚動脈の脈波との時間差、
並びに脈波センサの距離とから測定を行うもの、2)カ
フを用いて被験者の四肢の2点を軽度圧迫して測定した
動脈の脈波から測定を行うもの、3)超音波センサを用
いて2点における血管径変動を測定し、変動波形の相互
相関をとることにより脈波速度を求めるもの等が知られ
ているが、測定が簡便なことからカフを用いて測定を行
うPWV装置が良く用いられている。
である。図において、10はPWV測定装置の全体制御
を司る演算制御部であり、図示しないCPU、ROM、
RAM、各種インタフェース等から構成され、例えばR
OMに記憶されたプログラムをCPUが実行することに
より後述する測定処理を含めた装置全体の制御を実行す
る。
1及び下肢用駆血制御部202から供給される脈波信号
(および、必要に応じて心音検出部203から供給され
る心音信号)を用いて、各種の脈波伝播速度を算出す
る。求められる脈波伝播速度としては、R−PWV(上
腕−右足首間の脈波伝播速度)、L−PWV(上腕−左
足首間の脈波伝播速度)、B−PWV(心臓−上腕間の
脈波伝播速度)等がある。
御部202は、演算制御部10の制御に従い、図示しな
いポンプや排気弁等を用いて、ホース21h、22hを
介して接続される各2つのカフ21R、L及び22R、
Lのゴム嚢(21aR,21aL,22aR,22a
L)の加圧/減圧(駆血)制御を行う。また、上肢用駆
血制御部201及び下肢用駆血制御部202にはまた、
ホース21h、22hを伝播してくる脈波を検出するセ
ンサ、例えば圧力センサ(211R、L及び221R、
L)が設けられる。なお、図4では上肢用駆血制御部2
01と下肢用駆血制御部202とが独立して設けられる
構成を示すが、一体化されていても良い。
いて検出された被験者の心音から、脈波の立ち上がりに
対応する心音(例えば(II音))を検出し、心音信号と
して演算制御部10に通知する。心音信号は主に、B−
PWVを求める際、心臓における脈波の開始時点を決定
するために用いられる。
ダンスや計測結果、診断指標を表示可能な表示部70、
計測結果、診断指標を記録出力可能な記録部75、計測
結果、診断指標を保存する、例えばハードディスクドラ
イブや書き込み可能な光ディスクドライブ、不揮発性半
導体メモリ等からなる保存部80、音声でのガイダンス
出力や各種報知音が出力可能な音声発生部85、キーボ
ード、マウス、ボタン、タッチパネル等からなり、ユー
ザによる入力、指示を可能にする入力/指示部90が接
続されている。また、これ以外にも、他の機器と通信を
行うための通信インタフェースや、リブーバブルメディ
アを用いる記憶装置等が設けられても良い。
用いてPWVの測定を行う場合、準備段階として、心音
マイク23を被験者の胸部に、上肢用のカフ21R、2
1L(以下、まとめてカフ21と言うことがある)をそ
れぞれ被験者の右、左の上腕部に、下肢用のカフ22
R、22L(以下、まとめてカフ22と言うことがあ
る)をそれぞれ被験者の足首に装着する。心音マイク2
3の装着はテープ等で、カフ21、22の装着は面ファ
スナー等により行うことができる。
90から測定開始指示が与えられると、演算制御部10
は上肢用駆血制御部201、下肢用駆血制御部202及
び心音検出部203に対して処理の開始を指示する。
御部202は指示を受けてカフ21、22に対しホース
21h、22hを介して空気を送り、圧力センサ(21
1R、L及び221R、L)が所定の圧力を検出するま
でゴム嚢21aR,21aL,22aR,22aLを膨
らませる。この圧力は任意に設定可能であるが、圧力が
高すぎると脈の伝播を妨げ、また被験者が感じる圧迫感
が大きくなり、また圧力が低すぎると脈波の検出が困難
になるため、脈波の検出に支障が無い範囲で低い圧力に
設定することが好ましい。
aR,21aL,22aR,22aL及びホース21
h、22hを介して脈波が空気の圧力波として伝播し、
圧力センサ(211R、L及び221R、L)で検出さ
れる。上肢用駆血制御部201及び下肢用駆血制御部2
02は、この圧力センサ(211R、L及び221R、
L)が検出した脈波を電気信号に変換し(一般には圧力
センサ自体が圧力を電気信号に変換して出力する)、各
カフから得られた脈波信号としてそれぞれ演算制御部1
0へ出力する。
3から入力される信号(心音マイク23の構成に依存し
た加速度信号、音圧信号等)から、脈波の立ち上がりに
対応する心音(例えば(II音))を検出し、心音信号に
より検出を通知する。
1から得られる、上腕部における脈波信号と、下肢用駆
血制御部202から得られる、右足首における脈波信号
とから、R−PWVを求める。具体的には2つの脈波信
号の相互相関を求め、特徴点(好ましくは脈波の立ち上
がり点)の伝播遅延と、上腕、下肢のカフの装着部位間
の血管長とから、脈波伝播速度を求める。また、同様に
して上肢用駆血制御部201から得られる、上腕部にお
ける脈波信号と、下肢用駆血制御部202から得られ
る、左足首における脈波信号とから、L−PWVを求め
る。
203からの心音信号を受診してから、上腕部のカフか
ら得られる脈波信号の立ち上がりが検出されるまでの時
間と、被験者の身長等から求められる、心臓から上腕部
までの血管の長さを用いて算出する。
装置においては、カフに空気を送り込むためのホース
と、カフの圧力を検知する圧力センサを、脈波の検出に
も兼用可能であるため、構造を簡便にすることが可能で
ある。また、消耗品であるカフに壊れやすく高価なセン
サを設けないことにより、カフを安価に構成できる上、
信頼性、耐久性を実現していた。しかし、このような構
成のPWV測定装置には次のような問題があった。
装置本体(駆血制御部)に接続するホースの長さは均一
でなく、例えば図5に示すように、下肢用のカフ22
R、Lのホース22hの長さをd2、上肢用のカフ21
R、Lのホースの長さをd1とすると、d2>d1(あ
るいはd1>d2)であった。そして、ホースの長さ
は、主に装置本体の設置位置と、被験者の測定時の状態
(通常はベッドに横たわった状態で測定する)の足首及
び上腕との位置関係によって決められていた。
わった後、ホース内部の空気を伝播し、圧力センサで検
出される。そのため、伝播経路であるホース長が異なる
と、カフのゴム嚢に脈波が伝達してから、圧力センサに
検知されるまでの時間が異なることになる。
m、d2=3000mmの場合、ゴム嚢近傍に設けた圧
力センサで測定した脈波が、本体側の圧力センサで測定
されるまでの時間差を測定した結果を示す波形図であ
る。図6が右上腕部、図7が右足首に装着したカフで測
定した結果を示す。何れも、上の波形がゴム嚢近傍で測
定した波形、下の波形が本体側(ホース取り付け部)に
設けられた圧力センサで測定した波形である。脈波の対
応する特徴点間として脈波の立ち上がり点を用いて相互
の時間差を測定した結果、図6の上腕部(ホース長d1
=2500mm)で9.6ms、図7の足首(ホース長
d2=3000mm)では13.4msであった。従っ
て、この測定においては、ホース長の差500mmによ
り13.4−9.6=3.8msの伝播時間差が生じて
いることがわかる。
WVが14m/s前後の場合、ホースによる伝播時間を
考慮しない、足首−上腕部での脈波伝播時間は80ms
程度となるが、この状態で足首と上腕部でのホース長相
違に起因する伝播時間差が4ms生じると、最終的に得
られるPWVには増加方向に5%強の誤差が生じる。誤
差は実際の脈波伝播時間が遅くなるとさらに大きくな
り、その影響は無視できないものである。
るか、計算によって求まるものであれば測定値を補正す
ることにより対処が可能であるが、実際には脈の強弱な
ど不確定要素が存在するため、算術的な補正は困難であ
る。
定装置の問題点に鑑みなされたものであり、その目的
は、かつ簡便な構成により高精度な脈波伝播速度の測定
が可能な脈波伝播速度測定装置を提供することにある。
は、被験者の上肢の一部を押圧するための第1のカフ
と、被験者の下肢の一部を押圧するための第2のカフ
と、第1及び第2のカフに個々に接続された第1及び第
2のホースと、第1及び第2のホースを介して第1及び
第2のカフに気体を送り込み、所定の圧力を与えるカフ
駆動手段と、第1及び第2のホースを伝播してくる脈波
を検出する第1及び第2のセンサ手段とを有し、第1及
び第2のセンサ手段で検出した脈波を用いて脈波伝播速
度を測定する脈波伝播速度測定装置において、第1及び
第2のホースが、実質的に同一の長さを有することを特
徴とする脈波伝播速度測定装置に存する。
の好適な実施形態に基づき詳細に説明する。 ■(脈波伝播速度測定装置の構成)図1は、本発明の一
実施形態に係る脈波伝播速度測定装置の構成例を示すブ
ロック図である。上述した図4の脈波伝播速度測定装置
と同じ構成要素には同じ参照数字を付してある。
に、本実施形態に係る脈波伝播速度測定装置は、上肢用
駆血制御部201及び下肢用駆血制御部202とカフ2
1、22とを接続するホース21’h及び22hの長さ
を等しくしたことを特徴とし、他の構成は図4に示した
測定装置と同じであって良い。
体とを接続するホース21h’、22hの長さを等しく
することにより、理論上上述したホース長の相違に起因
した伝播遅延差が無くなり、測定されるPWVの誤差を
解消することが可能である。この場合、ホースの材質、
太さ等についても同一であることが必要である。
同一のホース21h’を用いて構成した脈波伝播速度測
定装置により、図6及び図7と同様に計測した波形図を
図3に示す。上の波形がゴム嚢近傍で測定した波形、下
の波形が本体側(ホース取り付け部)に設けられた圧力
センサで測定した波形である。脈波の対応する特徴点間
として脈波の立ち上がり点を用いて相互の時間差を測定
した結果、ホースによる伝播遅延は9.2msであっ
た。図6に示した、d1=2500mmのホースを用い
て測定した右腕の脈波伝播遅延が9.6msであったか
ら、上肢及び下肢のホースによる伝播遅延差は0.4m
sと大幅に低減していることが分かる。
伝播速度)を得る場合には、上肢用のカフ21による測
定結果のみを用いるため、ホースによる伝播時間を考慮
した補正を行う。
フ21R、L(及び下肢用カフ22R、L)とがそれぞ
れ独立したホースを介してそれぞれの駆血制御部に接続
される構成を有している場合のみを説明したが、駆血制
御部から所定の長さまでは共通のホースとし、途中から
上肢用カフ21R用のホースと上肢用カフ21L用のホ
ースに分岐するように構成することも可能である。下肢
用カフ22についても同様である。
血制御部202を一体化した構成としても良い。
2がそれぞれ一対ある場合についてのみ説明したが、一
対のカフがあれば1箇所のPWVは測定可能であるた
め、場合によっては一対のカフのみを用いても良い。
に限ることなく、他の気体の使用も可能である。加え
て、ホースの長さは伝播遅延差が十分小さくなる程度に
同一であればよく、必ずしも厳密な意味での同一性は問
わない。
度測定装置によれば、簡便な構成により精度の高い測定
結果を得ることが可能になるという効果を有する。
の構成例を示すブロック図である。
において、上肢用カフ及び下肢用カフの接続に用いるホ
ースの長さの関係を示す図である。
を用いて測定した、下肢用カフのホース伝播遅延を示す
波形図である。
ロック図である。
カフ及び下肢用カフの接続に用いるホースの長さの関係
を示す図である。
た、上肢用カフのホース伝播遅延を示す波形図である。
た、下肢用カフのホース伝播遅延を示す波形図である。
Claims (2)
- 【請求項1】 被験者の上肢の一部を押圧するための第
1のカフと、 前記被験者の下肢の一部を押圧するための第2のカフ
と、 前記第1及び第2のカフに個々に接続された第1及び第
2のホースと、 前記第1及び第2のホースを介して前記第1及び第2の
カフに気体を送り込み、所定の圧力を与えるカフ駆動手
段と、 前記第1及び第2のホースを伝播してくる脈波を検出す
る第1及び第2のセンサ手段とを有し、 前記第1及び第2のセンサ手段で検出した脈波を用いて
脈波伝播速度を測定する脈波伝播速度測定装置におい
て、 前記第1及び第2のホースが、実質的に同一の長さを有
することを特徴とする脈波伝播速度測定装置。 - 【請求項2】 前記第1及び第2のホースのホースと実
質的に同一の長さを有する第3及び第4のホースと、 前記第3及び第4のホースを介して接続される第3及び
第4のカフを更に有することを特徴とする請求項1記載
の脈波伝播速度測定装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2002095916A JP3831899B2 (ja) | 2002-03-29 | 2002-03-29 | 脈波伝播速度測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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JP2002095916A JP3831899B2 (ja) | 2002-03-29 | 2002-03-29 | 脈波伝播速度測定装置 |
Publications (2)
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---|---|
JP2003290160A true JP2003290160A (ja) | 2003-10-14 |
JP3831899B2 JP3831899B2 (ja) | 2006-10-11 |
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ID=29239205
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2002095916A Expired - Lifetime JP3831899B2 (ja) | 2002-03-29 | 2002-03-29 | 脈波伝播速度測定装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
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JP (1) | JP3831899B2 (ja) |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005205008A (ja) * | 2004-01-23 | 2005-08-04 | Fukuda Denshi Co Ltd | 脈波測定装置および脈波速度計測装置 |
JP2005329122A (ja) * | 2004-05-21 | 2005-12-02 | Fukuda Denshi Co Ltd | 脈波伝搬速度測定装置 |
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WO2017221626A1 (ja) * | 2016-06-24 | 2017-12-28 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧脈波測定装置 |
-
2002
- 2002-03-29 JP JP2002095916A patent/JP3831899B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (8)
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US11020010B2 (en) | 2016-03-16 | 2021-06-01 | Fukuda Denshi Co., Ltd. | Blood pressure/pulse wave measurement device |
WO2017221626A1 (ja) * | 2016-06-24 | 2017-12-28 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧脈波測定装置 |
US11219380B2 (en) | 2016-06-24 | 2022-01-11 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Blood pressure pulse wave measurement apparatus |
Also Published As
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