JP2618702B2 - 血圧監視方法および装置 - Google Patents

血圧監視方法および装置

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Description

【発明の詳細な説明】 発明の起源 ここに記載された発明は、保健厚生省（Department o
f Health and Human Services）からの補助金または奨
学金のもとで正規の課程を経て行なわれたものである。
技術分野 この発明は、個々の圧力または力を感知する素子から
なる変換器配列を使用することにより、健康な組織をお
かさずに血圧を監視する方法および装置に関するもので
あり、また正確な血圧測定値を得るために必要とされ
る。正確な変換器押圧圧力（hold−down Pressure）を
確認する方法および装置に関するものである。
発明の背景 動脈の圧力変換器を使用する血圧の連続測定について
は、アール・ピー・ビグリアノ（R.P.Bigliano）の米国
特許番号第3,123,068号、ジー・エル・プレスマン（G.
L.Pressman）ピー・エム・ニュガード（P.M.Newgard）
およびジョン・ジェイ・アイゲ（John J.Eige）の第3,2
19,035号、イー・エフ・ブリツク（E.F.Blick）の第3,8
80,145号、この発明の発明者の第4,269,193号、および
ピー・エム・ニュガード（P.M.Newgard）の第4,423,738
号、に示され、またジー・・エル・プレスマン（G.L.Pr
essman）およびピー・エム・ニュガード（P.M.Newgar
d）による「動脈血圧の連続外部測定用変換器」（A Tra
nsducer for the Continuous External Measurement of
Arterial Blood Pressure）米国電子電気技術者協会バ
イオーメデイカル、エレクトリツク、1963年４月、PP73
−81（IEEE Trans.Bio−Med.Elec.,April1963,PP.73−8
1）と題する論文で公知である。
血圧監視のための代表的血圧測定技術においては、圧
力感知素子の配列を含む変換器が浅在性動脈の上方に配
置され、そして動脈を閉鎖することなく、下に横たわる
動脈の壁を扁平にするために、押圧力（hold−down for
ce）が変換器に印加される。配列内の圧力感知素子は、
通常血圧が測定される。下に横たわる動脈の管腔より少
なくとも１まわり小さく、かつ上記変換器は、少くとも
個々の圧力感知素子の１つが下に横たわる動脈の少なく
とも１部分上にあるように配置される。上記圧力感知素
子の１つからの出力は血圧監視用に選択される。従来技
術の装置のあるものにおいては、最大脈拍振幅出力を有
する圧力感知素子が選択され、またあるものにおいて
は、次第脈拍振幅の波形を発生する素子が事実上１本の
動脈の直径内にあつて、局所の最小拡張期血圧または最
小収縮期血圧を有する素子が選択される。
選択された圧力感知素子、すなわち動脈上方中央に置
かれた感知素子により測定された圧力は、被検者の皮膚
に対して上記変換器を押し当てるのに使われる押圧圧力
によるものである。押圧圧力がむしろ広い圧力範囲内で
使われる時に、かなり正確な血圧測定値が得られるけれ
ども、血圧測定値が最も正確な上記範囲内に事実上押圧
圧力の独特な値のあることが解つた。これがいわゆる被
験体の間で変動する「正確な」押圧圧力である。従来式
の圧力測定用変換器では、正確な押圧圧力はしばしば決
定されないので、これにより血圧測定値が不正確とな
る。
発明の要約および目的 本発明の目的は、高い精度をもつて健康な組織をおか
さずに血圧を監視する改良された圧力測定方法と装置を
提供することにある。
本発明の他の目的は、個々の動脈上に置くライダ（圧
力感知素子）の配列を有する変換器の使用を含み、かつ
血圧の読みの精度を保証するため、被検者に上記変換器
を保持するのに要する正確な圧力を決定する手段が設け
られるような血圧測定方法と装置を提供することにあ
る。
本発明は動脈内血圧の表示である電気的波形の発生用
変換器配列を含んでいる。下に横たわる動脈の中心部上
に事実上配置されるように決定される。選択された圧力
感知素子を使用して、少なくとも１つの拡張期血圧、収
縮期血圧、または脈拍振幅対押圧圧力の値の１つの組
が、下に横たわる動脈が扁平でない時と、動脈が閉鎖さ
れる時との間の押圧圧力の範囲にわたつて得られる。一
多項式が上記値のセツトの中の少なくとも１つに適合
し、この多項式から正確な押圧圧力が決定される。収縮
期または拡張期の血圧対押圧圧力の値に適する多項式の
グラフの最小勾配の点における押圧圧力が正確な押圧圧
力の表示を与える。脈拍振幅測定値を使用する正確な押
圧圧力の表示は、上記多項式の勾配が零の点、または脈
拍振幅が脈拍振幅対押圧圧力の値に適する多項式のグラ
フの最大脈拍振幅の事実上60％である。一対の押圧圧力
の点の中点を定めることによつて得られる。下に横たわ
る動脈のコンプライアンス、すなわちしなやかさ（comp
liance）の目安は、収縮期または拡張期の血圧対押圧圧
力の値の一つに適する多項式のグラフの最小勾配と、下
に横たわる動脈の扁平化が始まるよりも低い押圧圧力の
範囲にわたつて、収縮期または拡張期の血圧対押圧圧力
の値の一つの被検者に適する直線の勾配との比から、ま
たは多項式の係数から直接に得られる。下に横たわる動
脈の扁平化が始まる押圧圧力は、脈拍振幅が、脈拍振幅
対押圧圧力の値に適する多項式のグラフの最小脈拍振幅
の事実上60％である脈拍振幅における、上記一対の押圧
圧力の低い方の値とみなされる。
図面の簡単な説明 本発明は、上記およびその他の利点と共に添付図面を
参照し下記説明から理解されるであろう。しかし、説明
された本発明の実施例は例示したのみであつて、本発明
がこれに限定されるものでないことが理解されよう。本
発明の特徴として信じられる新規な特性は特に添付の特
許請求項に記載されている。図面において各図の同一部
品には同一の参照数字を用いる。
第１図は、橈骨動脈のような浅在性動脈上に典型的に
置かれ、動脈血圧の連続外部測定を行なう血圧変換器ケ
ースの外観を示す。
第２図は、正確な血圧の読みを与えるため、動脈壁が
適正に押圧された、動脈と複数の変換素子（動脈上に置
くライダ）間の力の平衡を示す略示図である。
第３図は、第１図の変換器ケースを通して得られる簡
易化された垂直断面図と、本発明の実施に共に使用され
る装置のブロツク図との組合せである。
第４図は、血圧波の収縮期と拡張期の血圧および脈拍
振幅を説明するための、本発明を用いて得られる形式
の、人体血圧の波形対時間を示す。
第5A図および第5B図は、共に本発明の全体動を説明す
るのに用いるフローチヤートを示す。
第６図は、典型的な被検者の拡張期血圧および脈拍振
幅対押圧圧力のプロツトを示す。
第７図は、正確な押圧圧力の計算の詳細を示すフロー
チヤートである。
動脈圧力測定用の変換器配列の代表的適用が第１図に
示され、ここで普通の腕時計ケースの外観を有する変換
器ハウジング、すなわちケース10が、バンド14によつて
手首12の橈骨動脈上の適正位置に保持される。上記変換
器ハウジング10からコード16が延び出し、上記ハウジン
グ内の変換器配列用の電線が貫通し、これと共に上記ハ
ウジングを空圧源に連結する小管が延び出している。電
線18および管20は第３図に示されているが、第１図には
示されていない。
ここで第２図について説明すると、略示機械的模型が
示され、これが物理的装置において考慮されるべき因子
を代表するものである。上記図示模型は、「動脈血圧の
連続外部測定用変換器」（A Transducer for the Conti
nuous External Measurement of Arterial Blood Press
ure）と題するジー・エル・プレスマン（G.L.Pressma
n）およびピー・エム・ニュガード（P.M.Newgard）の論
文から改造された、上記ジエー・エス・エツカールの特
許第4,269,193号に示されているものである。要する
に、上記動脈ライダを構成する個個の圧力感知素子すな
わち変換器22A〜23Jの配列22は、上記ライダの１個また
は１個以上が完全に動脈24をおおつて配置される。個々
のライダ22A〜22Jは動脈の直径に対して小さいので、ラ
イダの中の少なくとも１個は完全に動脈上に在る。皮膚
表面26と上記変換器の下に横たわる動脈は、上記変換器
に押圧圧力の印加により扁平にされねばならない。上記
動脈の中央部上に横たわる１個のライダは、“中央部に
配置された”動脈ライダとして識別され、これから監視
血圧用動脈ライダ圧力の読出しが得られる。上記動脈ラ
イダを選択する手段は、上記ジエー・エス・エツカール
の特許およびジー・エル・プレスマンとピー・エム・ニ
ュガードの論文に開示されている。上記ライダ選択手段
を使用することにより、例えばライダ22Eが“中央部に
配置された”動脈ライダとして選択され、この場合上記
ライダの残余のもの、ここでライダ22A〜22Dおよび22F
〜22Jは下に横たわる皮膚と動脈を扁平にするのに役立
つ側板を含んでいる。被検者に対する変換器の位置決め
によつては、異なる変換器素子が動脈の中央部上に位置
決めされることもあり、それによつて“中央部に配置さ
れた”動脈ライダとして選択される。
橈骨動脈のような浅在性動脈は、第２図において動脈
下の基盤シンボル28によつて示される骨によつて下方か
ら支持される。動脈24の壁は、その中に引張力を伝送す
るが曲げモーメントは伝送しない事実上膜のような作用
をする。上記動脈の壁は変換器の負荷力に応答し、かつ
血圧測定中は上記固定した基盤28上に載つているかのよ
うに作動する。動脈壁の有効こわさ（stiffness）は小
さくかつ被検者によつて異なる。従来の物理的装置の機
械的模型においては、動脈壁の有効こわさは零とみなさ
れ、この場合に使用される実際の押圧圧力は、十分な力
で変換器が皮膚表面に押しつけられて下に横たわる動脈
を圧縮はするが閉鎖はしない限りにおいては、血圧読出
しの正確さに影響を及ぼすものとは考えられていなかつ
た。本出願人は血圧の読出しが、動脈の扁平にされるけ
れども閉鎖はされない押圧圧力の範囲内の押圧圧力によ
るばかりでなく、最も正確な血圧の読出しは、動脈の扁
平化開始圧力と動脈閉鎖に必要な最小圧力との事実上中
間に押圧圧力が選択される時に得られることを発見し
た。上記の正確な押圧圧力の計算に関連する新規な過程
は、第２図の機械的模型および第３図に示される全装置
の完全な説明に次いで下記に詳細に記載されている。
上記の図示された装置に関して、変換器ケース10およ
びバンドすなわち装着帯14ならびにベロー54に印加され
る空気圧力は、動脈圧力の変化が動脈24上に横たわる複
数のライダに伝送されるように、所要の圧縮力を供給し
かつライダ22A〜22Jを保持する。このことは図式的に、
それぞれライダばね部材30A〜30Jによつて支持される個
々のライダ22A〜22J、剛性ばね支持板32および上記ばね
支持板32と装着帯装置38との間の押圧力発生器36を示す
ことにより説明される。
もしも押圧力発生器36がなければ、装着帯装置38とば
ね支持板32との間の連結は、無限剛性のものとなり骨構
造28に対してライダ22A〜22Jをかたく拘束し、これらの
複数のライダは動脈に対して固定位置に維持されよう。
しかし、実際問題としてこのような装置は実用的ではな
く、空気またはその他適当な負荷装置を含む押圧力発生
器36が、上記装着帯装置38によりライダ22A〜22Jに印加
される力を一定に保持するために包含される。上記機械
的模型において、押圧力発生器36のばね定数ｋ（撓みの
単位あたり圧力）はほぼ零である。適当な空気負荷装置
については、上記引用米国特許第3,219,035号、第4,26
9,193号およびプレスマンとニユガード（pressman−New
gard）による米国電子電気技術者協会（IEEE）の論文に
図示され、記載されている。
上記ライダ22A〜22Jが動脈を扁平化しかつ正確な血圧
測定を与えるのを保証するために、複数のライダはばね
支持板32にかたく装着されねばならない。従つて、上記
模型のライダばね部材30A〜30Jは理論上では無限剛性
（ばね定数ｋ＝∞）である。上記様式で装置が操作され
る限り、動脈−皮膚装置用の数値の約10倍のオーダのば
ね定数を有するライダばね部材30A〜30Jにより、模型に
ならつて作成できることが解り、従つてライダ22A〜22J
の撓みは小さく；正確な血圧測定は正しい押圧圧力が用
いられる時に得られることが解つた。
本発明装置の変換器配列22用に使用される形式の実用
的な変換器の実際の物理的構成は、上記記載のジエー・
エス・エツカールの特許第4,269,193号に示されてい
る。そこでは変換器配列が示され、個々の変換器（ライ
ダ）は集積回路技術を用いて作られる薄いモノクリスタ
ルのシリコン基体に形成されている。第３図について説
明すると、個々の変換器（図示せず）の配列を含むチツ
プ40を備えた、簡易表示された変換器22が示される。導
線42は個々の変換器をマルチプレクサ43に接続するた
め、配線18に接続する。
第３図に示されるように、ケース10は背壁44と側壁46
とを有する全体が円筒形をした中空容器を含む。シリコ
ン変換器チツプ40は、円筒形カツプ状変換器ハウジング
50内のケースの（前面すなわち作用面として示された）
面48内に装着する。上記作用面48は、包含された個々の
変換器と動脈ライダと一緒にシリコン変換器チツプ40を
含む。チツプ40は、両方とも図示されないが関連する二
重インラインソケツトにプラグインされる。従来形セラ
ミツク二重インラインパツケージに貼付けられる。シリ
コーンゴム充填材52は、上記ハウジング50の内部でかつ
二重インラインパツケージとソケツトの周りに設けられ
て、良好な密封を施し、変換器回路とハウジング50との
間の漏電を防止し、かつ被検者に対して押圧する扁平面
を提供する。変換器の前面48は、ハウジング50と充填材
52の下面を含む。
変換器ハウジング50は、カツプ状変換器ハウジング50
の下方外側リツプの周りで密封される、カツプ状シリコ
ーンゴムベローズ54により変換器ケース10の内側に固着
され、上記ベローズ54は変換器ケース10の外壁内部を上
方に延び出し、リング56で密封され、次いで変換器ケー
ス10の内側背面に固着かつ密封される。上記ベローズの
内側には管20を介して空気圧力源58に連結されるチヤン
バが形成される。圧力制御装置58Aは上記圧力源に包含
される。可撓性のベローズ54は、変換器ハウジング50と
変換器ケース10の内側との両方で密封されるので、空気
圧力源58からの加圧空気は作用面48に気圧負荷をかけ
る。被検者の手首に変換器を装着するとにより、被検者
の皮膚に対して変換器配列により加えられる押圧力F
1は、空気圧力の制御によつて調整される。（第２図に
示される略示機械的模型においては、押圧力F1は押圧力
発生器36によつて発生された。） 上記のように、変換器22の個々の変換器22A〜22Jによ
り感知された圧力に関する電気信号は、アナログマルチ
プレクサ43に入力として供給される。このマルチプレク
サからの信号はアナログ・デジタル（Ａ−Ｄ）変換器60
によつてデジタル化された後、このデジタル化信号がメ
モリ62Aおよびクロツク62Bを有するデジタルコンピユー
タ62に供給される。その他の情報、例えば被検者の名
前，性別，体重，身長，年齢，腕／手首の寸法等は、キ
ーボード64を通してコンピユータに供給される。上記コ
ンピユータの出力は、記録器，陰極線管モニタ，固体素
子表示等を含むデータ表示−記録装置66に供給される。
必要ならば、少なくとも表示装置の一部は、変換器ケー
ス10に含めることもできる。実際、第３図に示される全
構成部分はこの発明の原理から脱することなくケース10
内に含めることもできる。明らかに、上記コンピユータ
の出力は、必要に応じてプリンタ，可聴警報器等に供給
することもできる。また、上記コンピユータの出力は線
68を通り、変換器押圧圧力の制御のため圧力制御装置へ
供給される。
第４図について説明すると、動脈24の上方に横たわる
圧力感知素子22A〜22Jの中の１個からの出力波形が示さ
れている。上記動脈上方に横たわる他の圧力感知素子も
同様な波形を有している。正しい押圧圧力と“中央部に
配置された”動脈ライダ（すなわち、動脈上方ほぼ中央
部に配置されたライダ）の正確な選択によつて、上記波
形は、下方に横たわる動脈内の被検者の血圧を代表する
ものである。収縮期血圧，拡張期血圧および脈拍振幅が
波形上に示され、ここで脈拍振幅は与えられた心拍の収
縮期血圧と拡張期血圧との差である。
全装置の動作 第5A図と第5B図は、ともに血圧監視装置の全体的、全
装置の動作のアルゴリズムすなわち算法のフローチヤー
トを示す。その中に示された若干の動作は、メモリユニ
ツト62Aに含まれたプログラミング命令に応答し、コン
ピユータ62の制御下にある。明らかに、１または１以上
のプログラミングステツプは示された動作の実行に含ま
れる。上記ステツプのプログラミングは平均プログラマ
の技術範囲内に十分入るため、完全なプログラムリスト
の必要はないので、ここには含まれていない。
監視のための準備は、第100段のSTARTで開始され、こ
の時装置電源をオンとし、または図示しない手段により
リセツト動作が行なわれ、コンピユータ62のカウンタ，
レジスタ，タイマ等が初期設定される。第102段におい
ては、被検者に関する情報、例えば被検者の名前，性
別，体重，身長，年齢，腕及び／又は手首の寸法等がキ
ーボード64の使用によつてコンピユータメモリに入力さ
れる。次に第104段において、公称押圧圧力（Ｈ−D.
P.）が印加され、その時に圧力源58からの圧力下の空気
が変換器に供給される。例えば、大体120mmHgの押圧圧
力が変換器に供給されたとすれば、この圧力はベローズ
54を延ばすことにより作用面48は、変換器ケース10の底
面から短い距離外方に延び出る。第106段で変換器が一
位置で被検者に取り付けられ、この位置で変換器配列22
の素子22Eのような中央に配置された変換素子が、動脈2
4の中心上に横たわる。勿論、下に横たわる動脈に対す
る変換器配列の正確な位置は、被検者又は操作者にも通
常明確に見えないので、変換器配列を適正に配置するた
め変換器の位置変更を要求されることもある。
被検者に変換器が取り付けられると同時に、第108段
に入り（中央部に配置された変換素子を選択し）この点
で動脈の中央部上方に横たわる変換素子が識別される。
選択された変換素子の位置は第110段で表示される。必
要に応じて、第108段で選択された正確な変換素子22A〜
22Jを第110段で表示することもできる。別法として、た
とえば３個の電球の直線配列が設けられ、ここで中央の
電球の点灯が、中央に配置された変換素子が第108段で
選択されたことを示すようにできる。両端部の電球のい
ずれかの点灯は、下に横たわる動脈に対する変換器配列
の適正な位置決めのために、右方又は左方に上記変換器
の移動が要求されることを示す。上記のように、選択段
108は、拡張期血圧および収縮期血圧の少なくとも１つ
の局部的最小値を有する１個の圧力感知素子を選択する
手段を含み、上記拡張期および収縮期の血圧は、米国特
許第4,269,193号に開示されているように、最大脈拍振
幅の波形を生じる１個の圧力感知素子の、事実上１動脈
直径内にあるものである。選択段108に使用される処理
過程で、変換器出力の収縮期血圧および拡張期血圧，脈
拍振幅の最大値、局部的最小値等を識別することを含む
上記処理過程は、デジタルコンピユータ62を使用するこ
とにより容易に実行できる。
動脈直上の変換素子が選択されかつその位置が表示さ
れた後、判断の第112段に入り選択された変換素子が変
換器配列の中央部付近にあるか否かを決定する。もし
も、中央部付近になければ、変換器は第114段で被検者
に関して位置変更され、第108段に再入される。この処
理過程は、変換器が被検者に関して適正に配置されるま
で繰り返される。
判断の第112段が肯定的な時には、使用する押圧圧力
が第116段で計算される。第112段における肯定的決定
は、操作者に対して第112段から第116段へ入るため、
「圧力調整」（Adjust Pressure）ボタン、または同等
のものを操作するよう要求する。正確な押圧圧力の計算
（第116段）に用いられる新規な算法は、第７図に示さ
れ、そして下記に説明する。本発明のために、正確な血
圧監視のための正しい押圧圧力が第116段で計算され、
続いて第118段で計算された押圧圧力がコンピユータ62
による圧力制御装置58Aの制御によつてセツトされるこ
とが理解されよう。
上記の正確な押圧圧力（第116段）を計算するために
得られかつ使用されたデータは、第119段で精度指標の
計算に用いられ、この指標は下に横たわる動脈24のしな
やかさの目安を平易に構成する。一般に下に横たわる動
脈が、しなやかになるほど、すなわちこわさがなくなる
ほど、血圧測定値の精度は良好となる。しなやかさと精
度指標を計算する手段は下記に詳述する。このために上
記精度指標が第119段（第5B図）で計算され、その値は
後の段で表示するため血圧測定値と共に記憶される。
被検者に変換器を適正に配置することによつて、正確
な押圧圧力が被検者に供給され、監視装置は正確な血圧
の読出しを得る状態になる。第120段で、装置が動作し
ていることの表示は、「読取り有効」（Readings Vali
d）の語の表示により与えられる。明らかに、緑表示灯
などの他の表示を、装置の動作状態を表示するのに用い
ることもできる。
上記の選択された変換素子の出力から、収縮期血圧値
と拡張期血圧値が脈拍振幅値とともに第122段で容易に
決定される。また、連続する拡張期血圧または収縮期血
圧間の時間を決定することによつて脈拍数が容易に計算
される。第124段においては、第119段で計算され第122
段で決定された値が、実際の波形とともに表示および／
または記録される。明らかに、血圧監視を実施するため
の使用に依存する、計算されかつ表示される値、これら
すべての値の表示は、多くの場合に必要とはされない。
例えば、血圧波形は第119段と122段で確認されたどんな
値も計算および表示せずに記録される。
第124段で収縮期血圧および／または拡張期血圧等の
確認された上記値が表示された後、第126段に入り装置
は次の心拍サイクルを待つ。拡張圧点または収縮圧点は
心拍サイクルにおける基準点を確認するのに用いられ
る。次に判断の第128段に入りこの時機にコンピユータ6
2のタイマは予め決められた時間「Ｍ」、ここでＭは、
たとえば30分の期間として、「Ｍ」に到達したか否かを
決定するためにテストされる。もしも経過時間が予め決
められた期間Ｍを超過すれば、判断は肯定的であり、上
記タイマは第130段でリセツトされ、押圧圧力は第131段
でほぼ120mmHgまで下げられ、そして必要ならば正確な
押圧圧力の再計算とそのリセツトのために、第116段に
再入される。押圧圧力の周期的検査とリセツトとは、血
圧読出しの長い期間の精度を保証するのに役立つ。
もしも予め決められた期間を超過していないならば、
中央部変換素子の選択のため第132段に入り、この段は
前記第108段と同一である。次に判断の第134段に入り、
ここで第108段で決定され選択された変換素子が第132段
で決定された素子と比較される。もしも選択された変換
器素子に変更がなければ、第120段が再入され読取り有
効が表示される。しかし、もしも選択された変換素子に
変更があれば、判断の第134段が肯定的となり、第136段
に入り、ここで新しく決定し選択された変換器が表示さ
れる。この段は第110段に相当し、ここで実際の選択さ
れた変換素子が確認されるか、または矢印か光線が下方
に横たわる動脈上に変換素子を中央部に再配置すべく移
動させる必要のある方向を示す。第138段で、被検者ま
たは操作者に対して、動脈に関して変換器の移動が起こ
つたことを知らせる警報が発せられる。必要に応じて、
変換器は再配置されて、処理は再び開始される。もし
も、変換器が再配置されず、また処理が終了せずに再び
開始されるならば、第120段が監視処理の継続のため再
入されるが、この時は新らしく選択された変換素子の出
力を用いる。
押圧圧力の決定 １）拡張期血圧対押圧圧力法 第６図について説明すると、拡張期血圧と脈拍振幅対
押圧圧力のプロツトが示されており、これにより正しい
血圧測定に対する正確な押圧圧力を決定する新規な方法
の理解が容易となろう。このプロツトのデータポイント
を得る方法を下に記載する。例えば、第６図の一連の拡
張期血圧点に最小２乗法を用いる３次多項式が、被検者
の身体特性に関係なく代表的形状を示す曲線140を与え
るのに適している。
測定データに適した三次多項式は次のように表わされ
る： Pm＝a0＋a1Ph＋a2Ph2＋a3Ph3 （１） ここで Pm＝測定拡張期血圧、 Ph＝押圧圧力、および a0，a1，a2，およびa3は多項式の係数とする。
零とP1との間の押圧圧力に対して、下に横たわる動脈
は扁平にならないままで、測定圧力は主として押圧圧力
に依存し、従属的に動脈内圧力、Paによるものである。
上記多項式のグラフはこの範囲を通して比較的直線であ
る。圧力P1まで、第２図に示される装置の機械的模型を
使用する動脈の有効ばね定数は大きい。
押圧圧力P1とP2との間の押圧圧力は、下に横たわる動
脈を部分的に扁平化するには十分大きいけれども、上記
動脈を閉鎖するに足るほど大きくはない。実験によれ
ば、圧力P1とP2との間の事実上中間の押圧圧力が使用さ
れる時に、最も正確な血圧測定が得られることが解つ
た。圧力P1とP2との間の、第２図の機械的模型を用いる
動脈の有効ばね定数は比較的小さい。
圧力P2よりも大きな押圧圧力において、下に横たわる
動脈は完全に閉鎖され、さらに上記下に横たわる動脈の
有効ばね定数は再び比較的大きくなる。結果的には、測
定した圧力は、動脈内の圧力、Paには再び事実上依存し
なくなり、またその曲線が圧力P2以上では事実上直線と
なる。第６図に見られるように、下に横たわる動脈が扁
平にされているが閉鎖されていない圧力P1とP2との間で
上記曲線140の勾配は最も小さい。上記記載のように、
圧力P1とP2との間でこの最小勾配範囲の事実上の中心、
すなわち中点が、正確な血圧測定を得るための正しい押
圧圧力である。この中点はまた上記多項式（方程式１）
のグラフの勾配が最小である点と事実上合致する。従つ
て、正確な押圧圧力値は、拡張期血圧点に適合する多項
式のグラフ140の係数を用いる最小勾配点の場所を定め
ることにより容易に決定される。特に： ここでP3は最小勾配の点、で正確な押圧圧力、および a2およびa3は三次多項式の２次の項および３次の項の
係数である。
第６図の曲線140に対して、a2＝−0.084760およびa3
＝0.00014431これにより、方程式（１）から約196mmHg
という正確な押圧圧力が示される。
２）収縮期血圧対押圧圧力法 正確な押圧圧力を決定するために、拡張期血圧対押圧
圧力のプロツトを使用する代りに、収縮期血圧対押圧圧
力点のプロツトを用いることもできる。この方法は、三
次多項式が一連の収縮期血圧点に適合される点を除き、
前記方法と同じで、そして方程式（２）が結果として生
じた多項式に適用されて、正確な押圧圧力の表示を与え
る。
３）脈拍振幅対押圧圧力法 A.血圧監視に使用するため正確な押圧圧力を決定する第
３の方法は、第６図に示される脈拍振幅対押圧圧力のプ
ロツトを使用することを包含している。拡張期血圧対押
圧圧力のプロツトに関して、三次多項式が一連の脈拍振
幅点に適合されて、全体として逆Ｕ字形曲線142を生じ
る。第６図に示される圧力P1およびP2に概ね対応する押
圧圧力の値は、脈拍振幅が上記多項式のグラフ142に関
する最大脈拍振幅の0.6倍である圧力を選ぶことにより
見出されることが解つた。第６図において、これらの0.
6倍最大押圧圧力点はP1′およびP2′として確認され
る。正確な押圧圧力P3′は、これらの点の間の事実上中
間値である。この方法を用いることにより、正しい押圧
圧力は となる。第６図の曲線142に対して、約195mmHgの正しい
押圧圧力が方程式（３）によつて示される。第６図の拡
張期血圧と脈拍振幅プロツトが得られた被検者に対し
て、方程式（２）および（３）を用いて決定した正確な
押圧圧力は僅かに1mmHgの相違しかない。もしも、上記
記載の３つの方法を用いて計算された「正しい」押圧圧
力値が約10mmHg以内に一致すれば、上記計算値のどの１
つを用いても事実上正確な血圧測定値が得られる。
B.脈拍振幅対押圧圧力法の変形において、上記圧力P3′
が多項式の係数から直接見出すこともできる。例えば、
もしも、係数a0，a1，およびa2を有する２次多項式が、
脈拍振幅対押圧圧力データに適合するならば、P3′は次
式により与えられる。
これは上記多項式の最大値に相当する。同様な式が３次
多項式およびさらに高次の多項式に対して用いられるこ
ともできる。
動脈のしなやかさ−精度指標の計算 血圧測定に対する現在形式の圧力測定法の精度は、下
方に横たわる動脈のしなやかさ、またはこわさに依存
し；測定の精度は動脈のこわさが増すと共に低下する。
動脈のこわさ、またはしなやかさの目安は、第６図の拡
張期（または収縮期）血圧曲線140または脈拍振幅曲線1
42に含まれる情報を用いて得られる。特に、動脈のしな
やかさの目安は、正確な押圧圧力P3における拡張期（ま
たは収縮期）血圧曲線の勾配S2と、圧力零と押圧圧力P1
との間の勾配S1との比によつて与えられる。
上記記載から、下方に横たわる動脈のしなやかさＣの
目安は、次式から理解されよう。
上記説明のように、圧力P1′およびP2′はグラフ142
の最大脈拍振幅値の0.6倍に等しく、事実上押圧圧力P1
およびP2に相応する。勾配S1は、直線144を圧力P1以下
の押圧圧力に対する。測定拡張期血圧対押圧圧力点に適
合させることにより決定される。上記のように下に横た
わる動脈の扁平化は、押圧圧力がP1に達するまでは開始
されない。正確な押圧圧力P3における勾配S2は、曲線14
0に関係する多項式（方程式１）の係数を用いて容易に
得られる。詳細には次の式となる。
もしも、しなやかさ、Ｃの目安が（１）に比べて小さ
ければ（たとえばＣ＜0.3）、上記動脈のこわさは比較
的低く、そして動脈内血圧は現在の圧力測定法により比
較的正確に測定される。Ｃの値が増加し（１）に近づく
ことは、動脈のこわさが比較的大きいことを示し、比較
的不正確な測定値へ導くであろう。上記方程式（５）か
ら得られるしなやかさのパラメータは、収縮期血圧、拡
張期血圧および脈拍振幅対押圧圧力曲線の多項式が決定
された後に第119段において計算され、そして計算され
たしなやかさのパラメータ値は第124段で表示するため
に記憶される。上記パラメータ値自体が表示され、また
は上記計算値に基づいて、精度が「良」，「可」，「不
可」またはこれに類する指示が表示されることもあろ
う。
第７図のフローチヤートについて説明すると、ここで
は押圧圧力計算のための、第5A図の第116段の詳細が示
されている。上記のように、第5A図の判断の第112段が
肯定的である場合には、選択された変換素子が変換器配
列の中央部付近にあることを示し、正確な押圧圧力が第
116段で計算される。第７図に示されるように、この段
（第116段）は、第150段において次の心拍を待つことを
含み、次いで中央部に配置された変換素子が第152段で
選択される。第154段において収縮期血圧および拡張期
血圧が、選択された変換素子、またはライダから得られ
た血圧測定値から決定され、また採用された押圧圧力と
ともに、収縮期血圧と拡張期血圧の値がコンピユータメ
モリ62Aに記憶される。第104段（第５図Ａ）において、
約120mmHgの公称押圧圧力が印加されるのを想起されよ
う。従つて、最初の収縮期血圧値および拡張期血圧値
は、上記公称120mmHg押圧圧力を使用して得られる。
第156段において押圧圧力は、例えば5mmHgの増分量だ
け増加される。次いで押圧圧力が、例えば300mHgよりも
大きいか否かを決定するために、判断の第158段に入
る。もしも答が否定的ならば、第150段に再入され、こ
こで、この大きい押圧圧力に対する、他の組の収縮期血
圧および拡張期血圧が得られ、かつ記憶される。
120mmHgと300mmHgとの間の押圧圧力に対する収縮期血
圧値と拡張期血圧値の完全な組が得られた後、判断の第
158段が肯定的ならば第160段に入り、ここで拡張期血圧
が関連収縮期血圧値から減算されることによつて、脈拍
振幅値の１つの組が計算される。この脈拍振幅値は上記
収縮期血圧値および拡張期血圧値の組と共にメモリに記
憶される。
第162段においては、上記第154段および第160段で得
られた、各収縮期血圧値、拡張期血圧値および脈拍振幅
対押圧圧力のデータの組に対して適合する多項式（代表
的には３次多項式が適合）が計算される。第６図の曲線
140の形は、拡張期血圧と収縮期血圧の両方が押圧圧力
に対しプロツトして得られた形の表現であり、また第６
図の曲線142は脈拍振幅対押圧圧力をプロツトしたもの
を代表する形状を有している。第162段において得られ
た多項式の定数と係数は、第164段で使用するために記
憶されここで正確な押圧圧力が各多項式に対して計算さ
れる。
上記のように、収縮期血圧および拡張期血圧対押圧圧
力の複数の点を使用する正確な押圧圧力は、上記複数の
点に適合した３次多項式のプロツトの最小勾配の点を定
める方程式（２）を用いることにより得られる。特に、
押圧圧力は、上記多項式の３次項の係数の３倍で、２次
項の係数を割つた値の負数とみなされる。
脈拍振幅対押圧圧力点の組を用いて、正確な押圧圧力
は、上記複数の点に適合する多項式のグラフに関し最大
脈拍幅の60％に事実上等しい脈拍振幅値を１次計算する
ことにより決定される。脈拍振幅値が最大脈拍振幅の60
％に事実上等しいグラフに沿う２個の押圧圧力値が確認
され、これら２個の押圧圧力値の平均値が正確な押圧圧
力とみなされる。別法として、多項式の最大値が、多項
式の係数から直接決定され、最大値が正確な押圧圧力と
みなされる。
判断の第166段においては、第164段で計算された３個
（または４個）の押圧圧力値が比較され、各圧力値が事
実上一致しているか、例えば相互に10mmHg以内に一致し
ているかを決定する。もしも正確な押圧圧力値が事実上
一致しているならば、判断は肯定的となつて第118段
（第5A図）に入り、計算された値の範囲内に押圧圧力が
セツトされる。もしも押圧圧力が事実上一致していない
ならば、押圧圧力は第168段で、例えば120mmHgの低い値
まで下げられて、正確な押圧圧力値の再決定のため第15
0段に再入される。
本血圧監視装置の作用については上記記載から明白に
なつたものと信じるが、ここで簡単に説明する。上記血
圧監視装置をオンまたはリセツト（第100段）した後、
被検者に関する情報が、キーボード64（第102段）を通
してコンピユータのメモリ62Aに入る。約120mmHgの押圧
圧力が圧力源58（第104段）から管20を経て変換器に供
給され、その後この変換器は被検者に取り付けられる
（第106段）。変換素子22A〜22Jの出力はアナログ・デ
ジタル変換器60でデジタル化された後、処理のためデジ
タルコンピユータ62に供給される。変換素子22A〜22Jの
おのおのからの出力を用いて、下に横たわる動脈上に事
実上中央部に配置された変換素子が、血圧測定値が得ら
れるべき素子として選択される（第108段）。アナログ
回路を用いて、中央部に配置される変換素子を選択する
方法は、米国特許第4,269,193号に示されているが、こ
の方法はデジタルコンピユータ62を用いることにより、
容易にデジタル的に実行される。選択された変換素子の
位置は表示され（第110段）、そしてもしも選択された
素子が変換器配列の中央部付近になければ、上記配列は
位置を変更し（第112段と第114段）て中央部に配置され
る素子の選択処理が反復される。
上記変換器を被検者に適正に配置することにより、正
確な血圧測定値を得るため使用する。正しい押圧圧力が
決定される（第116段）。上記の正確な押圧圧力を計算
する４つの異なる方法が開示され、その中の１つまたは
それ以上の方法が監視装置に使われる。第1,第２および
第３番目の方法は、それぞれ収縮期血圧，拡張期血圧、
および脈拍振幅対押圧圧力測定値を使用し、下に横たわ
る動脈が扁平でない圧力から、動脈が閉鎖される圧力ま
でにおよぶ押圧圧力にわたつて得られる。第４番目の方
法は、第３番目の変型であり、前記60％の点ではなく、
多項式の係数の式を使用する。
１つの心拍後（第７図、第150段）、下に横たわる動
脈上の中央部に配置された変換素子が選択され（第152
段）、そして収縮期血圧および拡張期血圧は、上記選択
された変換素子の血圧波形（第４図）から決定される。
これらの最大および最小の圧力点は、公知のプログラミ
ング法を用いデジタルコンピユータ62により容易に決定
される。収縮期血圧と拡張期血圧は、関連する押圧圧力
と共にコンピユータのメモリ62Aに記憶される。次いで
押圧圧力が増分量（例えば5mmHgだけ）第156段で増加さ
れ、そして、もしも押圧圧力が約300mmHgよりも低けれ
ば、新しい押圧圧力に対する収縮期血圧値と拡張期血圧
値とが得られコンピユータのメモリ62Aに記憶される。
もしも押圧圧力が300mmHg以上であれば（第158段）。こ
の圧力は下に横たわる動脈の閉鎖に必要な圧力以上に大
きく、収縮期血圧値と拡張期血圧値対押圧圧力値の取得
を停止し、集められたデータに対する脈拍振幅が計算さ
れて記憶される。第４図に示されるように、脈拍振幅
は、血圧波形の与えられたサイクルに対する収縮期血圧
と拡張期血圧との差から単になりたつている。
最小２乗法を用いる３次多項式は、例えば収縮期血
圧、拡張期血圧および脈拍振幅対押圧圧力値に適合する
（第162段）。これらの曲線から、正確な押圧圧力値が
計算される（第164段）。上記収縮期血圧および拡張期
血圧の曲線から、最小傾斜の点が決定され正確な押圧圧
力の指示を与える。この最小傾斜点は、下に横たわる動
脈の扁平化の始まりと、動脈の閉鎖との間の、押圧圧力
の事実上中間に配置される。上記脈拍振幅曲線から脈拍
振幅が最大値の60％における押圧圧力が決定され、これ
らの値は下に横たわる動脈の扁平化開始時と、その動脈
の閉鎖時の押圧圧力に事実上等しい。また、正確な押圧
圧力は、例えば方程式（４）を用いる脈拍振幅値に適合
する多項式の係数から決定される。
もしも第164段において計算された複数の「正確な」
押圧圧力が、例えば10mmHg以内に一致すれば、計算され
た値の範囲内に押圧圧力がセツトされ（第118段）て、
血圧の読取りが現在有効である表示を第120段において
与えられる。上記の選択された変換素子の血圧波形は表
示または記録され（第124段）、そして収縮期血圧およ
び拡張期血圧、ならびに脈拍振幅および脈拍数が、血圧
波形から得られ（第122段）、その後第124段において表
示される。
次の心拍において（第126段）、動作の経過時間が予
め決められた期間Ｍ、例えば30分、と比較されて、もし
もＭ分経過していないならば、中央部に配置された変換
素子を選択する処理が行なわれる（第132段）。もしも
選択された変換素子が、前回決定されたものと変るなら
ば、この新らしく選択された素子は表示され（第136
段）て警報が出される（第138段）。上記変換素子は上
記警報に応答して位置を変更でき、または血圧監視処理
が変換器の位置を変更することなく、しかし新らしく選
択された変換素子を使用して継続されることができる。
もしも第134段において、選択された変換素子に変りが
なければ、上記監視処理は警報を出さずに継続される。
もしも、判断の第128段において、Ｍ分経過したこと
を表示して応答が肯定的ならば、第130段でタイマがリ
セツトされ、第131段で押圧圧力がほぼ120mmHgまで下げ
られた後、使用されるべき正確な押圧圧力は、第116段
に再入されることにより再計算される。
第119段において精度指標が計算された後、これが第1
24段で表示される。この精度指標は、傾斜が最小である
収縮期（または拡張期）血圧対押圧圧力曲線の勾配と、
動脈の扁平化が始まる前の曲線に適合する直線の勾配と
の比とみなされる。上記曲線の最小勾配は、この曲線に
適合する多項式の係数から容易に決定され、また直線の
勾配は、直線を上記曲線の初期部分に適合させることに
より決定される。下に横たわる動脈の扁平化が始まる押
圧圧力P1′は、脈拍振幅対押圧圧力曲線142の最大脈拍
振幅点の低い方の60％点から決定される。
本発明は特許制定法の要求どおり詳細に説明したもの
で、それ自体当業者に対して、他の各種変更と変型ので
きることを示唆している。例えば、前記４方法は通常、
ほぼ同じ押圧圧力を生じるので、正確な押圧圧力を決定
する上記記載の方法のうち４方法すべてを用いる必要は
ない。もしも、１方法だけが用いられると、第７図の第
166段と第168段は処理過程から削除される。また、一た
び変換器が適正に配置され、かつ正確な押圧圧力が決定
されて変換器に印加されると、上記選択された変換素子
からの波形は表示，記録等が行なわれ、および／または
変換素子から引き出した任意の要望値が表示，記録等さ
れることもできる。上記血圧波形の任意の使用ができる
ので、本発明は特定の使用に限定されるものではない。
また、説明したデジタル処理装置の代りに、血圧波形処
理のためのアナログ回路装置を用いることもできる。最
後に、各種構成からなる変換器（単一素子変換器、容量
性、フアイバーオプテイク、圧電抵抗性およびその他形
式の力または圧力変換器）が、被検者からの圧力波形を
得るために用いられる。上記およびその他の変更と変型
は、添付された特許請求の範囲に限定された。本発明の
精神と範囲内に包含されるものである。

Claims (9)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】下方に横たわりその内部の血圧が測定され
    る動脈の管腔より少なくとも１まわり小さく、かつ前記
    下に横たわる動脈上に事実上中央部に配置する圧力感知
    素子を含む圧力変換器で、該圧力感知素子は前記下に横
    たわる動脈内血圧の関数である振幅を有する連続波形を
    生じるようにした圧力変換器、 該圧力変換器に可変押圧圧力を印加する手段、 前記押圧圧力の範囲にわたり、少なくとも１つの拡張期
    血圧、収縮期血圧、および脈拍振幅の値の１つの組を得
    るため前記波形に応答する手段、 少なくとも１つの拡張期血圧、収縮期血圧、および脈拍
    振幅対押圧圧力の値の１つの組に多項式を適合させ、該
    多項式の係数を得る手段、および 前記多項式を用い、正確な血圧測定値を得るのに要求さ
    れる正しい押圧圧力の表示を得る手段、 からなる下方に横たわる動脈内血圧の連続外部測定を行
    なう血圧監視装置。
  2. 【請求項２】前記波形に応答する手段は、拡張期血圧対
    押圧圧力点の１つの組を得るための手段を含み、 前記多項式を適合させる手段は、少なくとも次に示す３
    次の多項式： Pm＝a0＋a1Ph＋a2Ph2＋a3Ph3 ここで Pm＝測定拡張期血圧、 Ph＝押圧圧力、および a0，a1，a2、およびa3は上記多項式の係数とする、 を拡張期血圧対押圧圧力点の前記１つの組に適合させる
    手段を含み、そして前記正しい押圧圧力の表示を得る手
    段は、次の方程式； による多項式のグラフの最小勾配の点に、押圧圧力P3を
    定める手段を含む、特許請求の範囲第１項記載の血圧監
    視装置。
  3. 【請求項３】前記波形に応答する手段は、収縮期血圧対
    押圧圧力点の１つの組を得るための手段を含み、 前記多項式を適合させる手段は、少なくとも次に示す３
    次の多項式： Pm＝a0＋a1Ph＋a2Ph2＋a3Ph3 ここで Pm＝測定収縮期血圧、 Ph＝押圧圧力、および a0，a1，a2およびa3は上記多項式の係数とする、 を収縮期血圧対押圧圧力点の前記の組に適合させる手段
    を含み、そして 前記正しい押圧圧力の表示を得る手段は、次の方程式； による多項式のグラフの最小勾配の点に、押圧圧力P3を
    定める手段を含む、特許請求の範囲第１項記載の血圧監
    視装置。
  4. 【請求項４】前記波形に応答する手段は、脈拍振幅対押
    圧圧力点の１つの組を得るための手段を含み、 前記多項式を適合させる手段は、少なくとも２次の多項
    式を脈拍振幅対押圧圧力点の前記の組に適合させる手段
    を含み、 前記正しい押圧圧力の表示を得る手段は、脈拍振幅が、
    グラフの最大脈拍振幅の60％に事実上等しい多項式のグ
    ラフ上に１対の押圧圧力点を配置する手段を含み、前記
    １対の押圧圧力点の事実上平均における押圧圧力が正確
    な押圧圧力である特許請求の範囲第１項記載の血圧監視
    装置。
  5. 【請求項５】前記波形に応答する手段は、脈拍振幅対押
    圧圧力点の１つの組を得るための手段を含み、 前記多項式を適合させる手段は、少なくとも２次の多項
    式を脈拍振幅対押圧圧力点の前記の組に適合させる手段
    を含み、そして 前記正しい押圧圧力の表示を得る手段は、前記多項式の
    係数を用い、脈拍振幅が最大である押圧圧力と確認する
    手段を含む特許請求の範囲第１項記載の血圧監視装置。
  6. 【請求項６】下方に横たわる動脈の管腔より少なくとも
    １まわり小さく、かつ該動脈の上方に事実上中央部に配
    置される圧力感知素子を含む圧力変換器で、該圧力感知
    素子は、前記下方に横たわる動脈内血圧の関数である振
    幅を有する連続波形を生じるようにした圧力変換器、 該圧力変換器に可変押圧圧力を印加する手段、 前記波形に応答し、押圧圧力の範囲にわたり拡張期血圧
    値の１つの組、収縮期血圧値の１つの組、および脈拍振
    幅値の１つの組を得る手段、 少なくとも１つの拡張期血圧および収縮期血圧対押圧圧
    力の値の１つの組に、少なくとも３次の多項式を適合さ
    せ、かつ前記脈拍振幅対押圧圧力の値に、少なくとも２
    次の多項式を適合させる手段、 前記脈拍振幅対押圧圧力多項式のグラフの最大脈拍振幅
    の60％に事実上等しい脈拍振幅における最低押圧圧力を
    確認する手段、 押圧圧力の範囲にわたり、少なくとも１つの拡張期血圧
    および収縮期血圧値の補助組に適合した直線の勾配を決
    定する手段で、前記押圧圧力以下では、最大値の60％に
    事実上等しい脈拍振幅における最低押圧圧力として確認
    されるようにした、直線の勾配を決定する手段、および 拡張期血圧および収縮期血圧対押圧圧力の値の多項式の
    少なくとも１つのグラフの最小勾配を決定する手段で、
    該最小勾配の前記直線の勾配に対する比が下方に横たわ
    る動脈のしなやかさの目安を与えるようにした最小勾配
    を決定する手段、 からなる、下方に横たわる動脈内血圧の連続外部測定お
    よび前記下方に横たわる動脈のしなやかさの目安を得る
    血圧監視装置。
  7. 【請求項７】前記拡張期血圧および収縮期血圧対押圧圧
    力多項式のグラフの少なくとも１つの勾配が最小である
    押圧圧力に、変換器の押圧圧力を事実上セットする手段
    を含む特許請求の範囲第６項記載の装置。
  8. 【請求項８】前記脈拍振幅対押圧圧力多項式のグラフの
    最大脈拍振幅の60％に事実上等しい、脈拍振幅多項式に
    おける１対の押圧圧力の中点に、変換器の押圧圧力を事
    実上セットする手段を含む特許請求の範囲第６項記載の
    装置。
  9. 【請求項９】脈拍振幅多項式が最大である押圧圧力に、
    変換器の押圧圧力を事実上セットする手段を含む特許請
    求の範囲第６項記載の装置。
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