JP3006122B2 - 血管内壁状態観測装置 - Google Patents
血管内壁状態観測装置Info
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- JP3006122B2 JP3006122B2 JP3077268A JP7726891A JP3006122B2 JP 3006122 B2 JP3006122 B2 JP 3006122B2 JP 3077268 A JP3077268 A JP 3077268A JP 7726891 A JP7726891 A JP 7726891A JP 3006122 B2 JP3006122 B2 JP 3006122B2
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
- A61B5/02116—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics of pulse wave amplitude
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、動脈脈波の波形観測に
より被検診者の血管の内壁状態を非観血に観測する血管
内壁状態観測装置に関する。
より被検診者の血管の内壁状態を非観血に観測する血管
内壁状態観測装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来より、心臓疾患の検査には、心電図
や超音波診断装置などが用いられている。また、心臓の
動きに関連した動脈脈波は、血液循環機能の状態を示す
重要な情報を含んでいるので、血液循環機能の良否の判
断に広く利用され、一般的に毛細血管の含血量を示す容
積脈波の観測が行われている。この動脈脈波の検出に
は、ピエゾ素子やコンデンサマイクホン等を利用して心
拍による圧力変化を電気信号に変換して検出する方法
や、血液中のヘモグロビンによる変調作用を利用して血
流量変化を光学的に検出などの方法が採用されている。
や超音波診断装置などが用いられている。また、心臓の
動きに関連した動脈脈波は、血液循環機能の状態を示す
重要な情報を含んでいるので、血液循環機能の良否の判
断に広く利用され、一般的に毛細血管の含血量を示す容
積脈波の観測が行われている。この動脈脈波の検出に
は、ピエゾ素子やコンデンサマイクホン等を利用して心
拍による圧力変化を電気信号に変換して検出する方法
や、血液中のヘモグロビンによる変調作用を利用して血
流量変化を光学的に検出などの方法が採用されている。
【０００３】また、東洋医学では、専ら触感による脈診
によって、寸口すなわち手首の内側にある橈骨莖状の突
起部位の動脈の脈をもって被検診者の病状を判断してい
る。この東洋医学における脈診では、上記寸口の脈を
上、中、下すなわち寸、関、尺の三部位にわけてそれぞ
れに現れる２つの経脈の脈気を把握する方法が採られ
る。上記寸は手首の動脈の末梢側を指し、この寸の脈
は、人間の頭から胸までの健康状態を表している。ま
た、関は動脈の末梢側と心臓側との中間を指し、この関
の脈は、胸から臍までの健康状態を表している。さら
に、尺は動脈の心臓側を指し、臍から足先までの健康状
態を表している。
によって、寸口すなわち手首の内側にある橈骨莖状の突
起部位の動脈の脈をもって被検診者の病状を判断してい
る。この東洋医学における脈診では、上記寸口の脈を
上、中、下すなわち寸、関、尺の三部位にわけてそれぞ
れに現れる２つの経脈の脈気を把握する方法が採られ
る。上記寸は手首の動脈の末梢側を指し、この寸の脈
は、人間の頭から胸までの健康状態を表している。ま
た、関は動脈の末梢側と心臓側との中間を指し、この関
の脈は、胸から臍までの健康状態を表している。さら
に、尺は動脈の心臓側を指し、臍から足先までの健康状
態を表している。
【０００４】従来、人体の動脈から赤外線センサや圧力
センサ等で動脈脈波を得て、波形観測によって脈診を行
う装置として、例えば特公昭５７−５２０５４号公報に
開示されているような脈診装置が知られている。
センサ等で動脈脈波を得て、波形観測によって脈診を行
う装置として、例えば特公昭５７−５２０５４号公報に
開示されているような脈診装置が知られている。
【０００５】この脈診装置は、図９に示すように、それ
ぞれ寸口の寸、関、尺の三部位における動脈脈波を電気
信号の波形に変換する３個の圧力センサ５１，５２，５
３と、これらの圧力センサ５１，５２，５３を被検診者
の手首５４に装着して動脈に押し付ける加布帯５５とか
らなっている。上記各圧力センサ５１，５２，５３は、
それぞれ被検診者の手首５４すなわち寸口の動脈上に並
べて配置され、その上から上記加布帯５５が巻き付けら
れ装着される。そして、上記加布帯５５に設けられてい
る図示しない空気袋に導管５６を介して空気ポンプから
圧縮空気を送り込み、この空気量を調整することにより
動脈に加わる圧力を可変して動脈脈波の変化を計測でき
るようになっている。
ぞれ寸口の寸、関、尺の三部位における動脈脈波を電気
信号の波形に変換する３個の圧力センサ５１，５２，５
３と、これらの圧力センサ５１，５２，５３を被検診者
の手首５４に装着して動脈に押し付ける加布帯５５とか
らなっている。上記各圧力センサ５１，５２，５３は、
それぞれ被検診者の手首５４すなわち寸口の動脈上に並
べて配置され、その上から上記加布帯５５が巻き付けら
れ装着される。そして、上記加布帯５５に設けられてい
る図示しない空気袋に導管５６を介して空気ポンプから
圧縮空気を送り込み、この空気量を調整することにより
動脈に加わる圧力を可変して動脈脈波の変化を計測でき
るようになっている。
【０００６】なお、上記圧力センサ５１，５２，５３
は、例えば静電形マイクロホンや圧電形マイクロホン等
から構成される。具体的には、例えば静電形マイクロホ
ンの振動板電極と固定電極の間に数十ＭΩの抵抗を介し
て高い直流電圧を印加し、振動板電極を圧力検出箇所で
ある寸口動脈上に直接接触させ、圧力により振動板電極
と固定電極の間隔が変化して静電容量が変化し、このと
き生じる電圧を検出するようになっている。そして、上
記各圧力センサ５１，５２，５３は、それぞれ接続コー
ド５１ａ，５２ａ，５３ａを介して図示しない電磁オシ
ログラフ等に接続され、計測された動脈脈波を記録紙等
に記録して波形観測できるようになっている。
は、例えば静電形マイクロホンや圧電形マイクロホン等
から構成される。具体的には、例えば静電形マイクロホ
ンの振動板電極と固定電極の間に数十ＭΩの抵抗を介し
て高い直流電圧を印加し、振動板電極を圧力検出箇所で
ある寸口動脈上に直接接触させ、圧力により振動板電極
と固定電極の間隔が変化して静電容量が変化し、このと
き生じる電圧を検出するようになっている。そして、上
記各圧力センサ５１，５２，５３は、それぞれ接続コー
ド５１ａ，５２ａ，５３ａを介して図示しない電磁オシ
ログラフ等に接続され、計測された動脈脈波を記録紙等
に記録して波形観測できるようになっている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】上述のように心臓疾患
の検査には心電図や超音波診断装置などが用いられてい
るが、血管内のコレステロールの沈着状態や血管内壁の
荒れなど血管の内壁状態を非観血に調べることはでき
ず、血管の内壁状態の情報を病状の把握等に利用するこ
とができないでいた。
の検査には心電図や超音波診断装置などが用いられてい
るが、血管内のコレステロールの沈着状態や血管内壁の
荒れなど血管の内壁状態を非観血に調べることはでき
ず、血管の内壁状態の情報を病状の把握等に利用するこ
とができないでいた。
【０００８】そこで、本発明は、このような実情に鑑み
て提案されたものであって、血管の内壁状態の情報を病
状の把握等に利用できるようにすることを目的とし、熟
練を必要とすることなく非観血に被検診者の血管の内壁
状態を適確に判断できる血管内壁状態観測装置の提供を
目的とする。
て提案されたものであって、血管の内壁状態の情報を病
状の把握等に利用できるようにすることを目的とし、熟
練を必要とすることなく非観血に被検診者の血管の内壁
状態を適確に判断できる血管内壁状態観測装置の提供を
目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明に係る血管内壁状
態観測装置は、上述の目的を達成するために、押圧手段
により動脈に沿った被検出部位に押圧され、心臓側の動
脈脈波を検出する第１の圧力センサ及び末梢側の動脈脈
波を検出する第２の圧力センサと、上記第２の圧力セン
サによりそれぞれ所定レベル以上の検出出力信号が得ら
れたことを検出するレベル検出手段と、上記レベル検出
手段による検出出力信号が得られる血流通過限界状態
に、上記押圧手段による押圧力を制御する押圧制御手段
と、上記第１の圧力センサによる検出出力信号に基づく
基準の波形信号と上記第２の圧力センサによる検出出力
信号との比較出力信号を血管内壁状態観測情報として出
力する出力手段を備え、上記レベル検出手段による検出
出力信号が得られる血流通過限界状態における上記第２
の圧力センサによる検出出力信号から血管内壁状態観測
情報を得るようにしたことを特徴とするものである。
態観測装置は、上述の目的を達成するために、押圧手段
により動脈に沿った被検出部位に押圧され、心臓側の動
脈脈波を検出する第１の圧力センサ及び末梢側の動脈脈
波を検出する第２の圧力センサと、上記第２の圧力セン
サによりそれぞれ所定レベル以上の検出出力信号が得ら
れたことを検出するレベル検出手段と、上記レベル検出
手段による検出出力信号が得られる血流通過限界状態
に、上記押圧手段による押圧力を制御する押圧制御手段
と、上記第１の圧力センサによる検出出力信号に基づく
基準の波形信号と上記第２の圧力センサによる検出出力
信号との比較出力信号を血管内壁状態観測情報として出
力する出力手段を備え、上記レベル検出手段による検出
出力信号が得られる血流通過限界状態における上記第２
の圧力センサによる検出出力信号から血管内壁状態観測
情報を得るようにしたことを特徴とするものである。
【００１０】
【作用】本発明に係る血管内壁状態観測装置では、押圧
手段により第１及び第２の圧力センサを押圧して動脈を
圧迫し、末梢側の動脈脈波を検出する上記第２の圧力セ
ンサにより所定レベルの検出出力信号が得られる血流通
過限界状態に、上記押圧手段による押圧力を押圧制御手
段により制御する。そして、上記血流通過限界状態にお
いて、上記第１の圧力センサにより心臓側の動脈脈波を
検出するとともに、上記第２の圧力センサにより末梢側
の動脈脈波を検出し、上記第１の圧力センサによる検出
出力信号に基づく基準の波形信号と上記第２の圧力セン
サによる検出出力信号との比較出力信号を血管内壁状態
観測情報として出力手段から出力する。
手段により第１及び第２の圧力センサを押圧して動脈を
圧迫し、末梢側の動脈脈波を検出する上記第２の圧力セ
ンサにより所定レベルの検出出力信号が得られる血流通
過限界状態に、上記押圧手段による押圧力を押圧制御手
段により制御する。そして、上記血流通過限界状態にお
いて、上記第１の圧力センサにより心臓側の動脈脈波を
検出するとともに、上記第２の圧力センサにより末梢側
の動脈脈波を検出し、上記第１の圧力センサによる検出
出力信号に基づく基準の波形信号と上記第２の圧力セン
サによる検出出力信号との比較出力信号を血管内壁状態
観測情報として出力手段から出力する。
【００１１】
【実施例】以下、本発明に係る血管内壁状態観測装置の
一実施例について、図面に従い詳細に説明する。
一実施例について、図面に従い詳細に説明する。
【００１２】本発明に係る血管内壁状態観測装置は、例
えば図１に示すように構成される。この図１に示す血管
内壁状態観測装置は、東洋医学における寸口の寸、関、
尺の脈波を検出して被検診者の病状を判断する脈診装置
に本発明を適用したもので、上記寸口の寸、関、尺の動
脈脈波を検出して電気信号の波形に変換する第１乃至第
３の圧力センサ１，２，３を備え、これら各圧力センサ
１，２，３による検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 を波形
観測するための出力装置４に供給するようになってい
る。
えば図１に示すように構成される。この図１に示す血管
内壁状態観測装置は、東洋医学における寸口の寸、関、
尺の脈波を検出して被検診者の病状を判断する脈診装置
に本発明を適用したもので、上記寸口の寸、関、尺の動
脈脈波を検出して電気信号の波形に変換する第１乃至第
３の圧力センサ１，２，３を備え、これら各圧力センサ
１，２，３による検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 を波形
観測するための出力装置４に供給するようになってい
る。
【００１３】上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３
は、例えば圧電形マイクロホン等の圧力電気変換素子に
より構成され、上記寸口の寸、関、尺の動脈脈波を圧力
変化としして検出する。これら第１乃至第３の圧力セン
サ１，２，３は、図２に示すように被検診者の手首に装
着される加布帯５により両端が連結される固定板６の内
壁部分に配設されている。そして、上記第１乃至第３の
圧力センサ１，２，３は、上記加布帯５に設けた空気袋
７に空気が注入されることによって、上述の東洋医学に
おける寸口の寸、関、尺に対応する被検出部位に押圧さ
れ、図３に示すように被検診者の手首の皮膚組織２０を
介して動脈２１を閉塞する。
は、例えば圧電形マイクロホン等の圧力電気変換素子に
より構成され、上記寸口の寸、関、尺の動脈脈波を圧力
変化としして検出する。これら第１乃至第３の圧力セン
サ１，２，３は、図２に示すように被検診者の手首に装
着される加布帯５により両端が連結される固定板６の内
壁部分に配設されている。そして、上記第１乃至第３の
圧力センサ１，２，３は、上記加布帯５に設けた空気袋
７に空気が注入されることによって、上述の東洋医学に
おける寸口の寸、関、尺に対応する被検出部位に押圧さ
れ、図３に示すように被検診者の手首の皮膚組織２０を
介して動脈２１を閉塞する。
【００１４】上記加布帯５に設けた空気袋７は、押圧制
御部８により制御される図示しない空気ポンプにより空
気が注入され、また、上記押圧制御部８により制御され
る図示しない排気バルブを介して排気されるようになっ
ている。さらに、上記空気袋７による上記第１乃至第３
の圧力センサ１，２，３の押圧力を第４の圧力センサ９
により検出するようになっている。
御部８により制御される図示しない空気ポンプにより空
気が注入され、また、上記押圧制御部８により制御され
る図示しない排気バルブを介して排気されるようになっ
ている。さらに、上記空気袋７による上記第１乃至第３
の圧力センサ１，２，３の押圧力を第４の圧力センサ９
により検出するようになっている。
【００１５】そして、上記寸口の尺すなわち心臓側の動
脈脈波を検出する第１の圧力センサ１は、その検出出力
信号Ｓ1 を上記出力装置４に供給するとともに、第１の
レベル検出回路１０及びノッチ検出回路１１に供給す
る。
脈脈波を検出する第１の圧力センサ１は、その検出出力
信号Ｓ1 を上記出力装置４に供給するとともに、第１の
レベル検出回路１０及びノッチ検出回路１１に供給す
る。
【００１６】上記第１のレベル検出回路１０は、上記第
１の圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ1 が得られたことを検出する。この第１のレベル検出
回路１０による検出出力信号は、タイマスタート信号と
して第１及び第３のタイマ回路１２，１５に供給され
る。
１の圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ1 が得られたことを検出する。この第１のレベル検出
回路１０による検出出力信号は、タイマスタート信号と
して第１及び第３のタイマ回路１２，１５に供給され
る。
【００１７】また、上記第１のノッチ検出回路１１は、
上記第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 すなわ
ち心臓側の動脈脈波に含まれるノッチ部分（波形欠落部
分）を検出する。この第１のノッチ検出回路１１は、上
記第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 の基本波
成分を抽出するローパスフィルタ１１Ａと、このローパ
スフィルタ１１Ａにより抽出される基本波成分を上記第
１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 から減算する
減算器１１Ｂとから成る。この減算器１１Ｂによる減算
出力信号として得られる第１のノッチ検出信号は、上記
第１のタイマ回路１２にタイマストップ信号として供給
されるとともに積分回路１４に供給され、さらに、第２
のタイマ回路１３にタイマスタート信号として供給され
る。
上記第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 すなわ
ち心臓側の動脈脈波に含まれるノッチ部分（波形欠落部
分）を検出する。この第１のノッチ検出回路１１は、上
記第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 の基本波
成分を抽出するローパスフィルタ１１Ａと、このローパ
スフィルタ１１Ａにより抽出される基本波成分を上記第
１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 から減算する
減算器１１Ｂとから成る。この減算器１１Ｂによる減算
出力信号として得られる第１のノッチ検出信号は、上記
第１のタイマ回路１２にタイマストップ信号として供給
されるとともに積分回路１４に供給され、さらに、第２
のタイマ回路１３にタイマスタート信号として供給され
る。
【００１８】そして、上記第１のタイマ回路１２は、上
記第１の圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力
信号Ｓ1 が得られたことを上記第１のレベル検出回路１
０で検出してから、上記第１の圧力センサ１の検出出力
信号Ｓ1 に含まれるノッチ部分を上記第１のノッチ検出
回路１１で検出するまでの時間を計測する。この第１の
タイマ回路１２による計測出力信号は、上記出力装置４
に供給される。また、上記積分回路１４は、上記第１の
ノッチ検出回路１１により得られる第１のノッチ検出信
号を積分する。この積分回路１４による積分出力信号
は、上記出力装置４に供給される。
記第１の圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力
信号Ｓ1 が得られたことを上記第１のレベル検出回路１
０で検出してから、上記第１の圧力センサ１の検出出力
信号Ｓ1 に含まれるノッチ部分を上記第１のノッチ検出
回路１１で検出するまでの時間を計測する。この第１の
タイマ回路１２による計測出力信号は、上記出力装置４
に供給される。また、上記積分回路１４は、上記第１の
ノッチ検出回路１１により得られる第１のノッチ検出信
号を積分する。この積分回路１４による積分出力信号
は、上記出力装置４に供給される。
【００１９】また、上記寸口の関すなわち心臓側と末梢
側との中間の動脈脈波を検出する第２の圧力センサ２
は、その検出出力信号Ｓ2 を上記出力装置４に供給する
とともに、第２のレベル検出回路１６及びノッチ検出回
路１７に供給する。
側との中間の動脈脈波を検出する第２の圧力センサ２
は、その検出出力信号Ｓ2 を上記出力装置４に供給する
とともに、第２のレベル検出回路１６及びノッチ検出回
路１７に供給する。
【００２０】上記第２のレベル検出回路１６は、上記第
２の圧力センサ２により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ2 が得られたことを検出する。この第２のレベル検出
回路１６による検出出力信号は、上記出力装置４及び押
圧制御部８に供給されるとともに、上記第３のタイマ回
路１５にタイマストップ信号として供給され、さらに、
第１のラッチ回路１８に第１のラッチ信号として供給さ
れる。
２の圧力センサ２により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ2 が得られたことを検出する。この第２のレベル検出
回路１６による検出出力信号は、上記出力装置４及び押
圧制御部８に供給されるとともに、上記第３のタイマ回
路１５にタイマストップ信号として供給され、さらに、
第１のラッチ回路１８に第１のラッチ信号として供給さ
れる。
【００２１】上記第３のタイマ回路１５は、上記第１の
圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力信号Ｓ1
が得られたことを上記第１のレベル検出回路１０で検出
してから、上記第２の圧力センサ２により所定レベル以
上の検出出力信号Ｓ2 が得られたことを上記第２のレベ
ル検出回路１６で検出するまでの時間を計測する。この
第３のタイマ回路１５による計測出力信号は、上記出力
装置４に供給される。
圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力信号Ｓ1
が得られたことを上記第１のレベル検出回路１０で検出
してから、上記第２の圧力センサ２により所定レベル以
上の検出出力信号Ｓ2 が得られたことを上記第２のレベ
ル検出回路１６で検出するまでの時間を計測する。この
第３のタイマ回路１５による計測出力信号は、上記出力
装置４に供給される。
【００２２】また、上記第２のノッチ検出回路１７は、
上記第２の圧力センサ２による検出出力信号Ｓ2 すなわ
ち心臓側と末梢側との中間の動脈脈波に含まれるノッチ
部分（波形欠落部分）を検出する。この第２のノッチ検
出回路１７は、上記第２の圧力センサ２による検出出力
信号Ｓ2 の基本波成分を抽出するローパスフィルタ１７
Ａと、このローパスフィルタ１７Ａにより抽出される基
本波成分を上記第２の圧力センサ２による検出出力信号
Ｓ2 から減算する減算器１７Ｂとから成る。この減算器
１７Ｂによる減算出力信号として得られる第２のノッチ
検出信号は、上記第２のタイマ回路１３にタイマストッ
プ信号として供給される。
上記第２の圧力センサ２による検出出力信号Ｓ2 すなわ
ち心臓側と末梢側との中間の動脈脈波に含まれるノッチ
部分（波形欠落部分）を検出する。この第２のノッチ検
出回路１７は、上記第２の圧力センサ２による検出出力
信号Ｓ2 の基本波成分を抽出するローパスフィルタ１７
Ａと、このローパスフィルタ１７Ａにより抽出される基
本波成分を上記第２の圧力センサ２による検出出力信号
Ｓ2 から減算する減算器１７Ｂとから成る。この減算器
１７Ｂによる減算出力信号として得られる第２のノッチ
検出信号は、上記第２のタイマ回路１３にタイマストッ
プ信号として供給される。
【００２３】そして、上記第２のタイマ回路１３は、上
記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ1 に含まれるノ
ッチ部分を上記第１のノッチ検出回路１１で検出してか
ら、上記第２の圧力センサ２の検出出力信号Ｓ2 に含ま
れるノッチ部分を上記第２のノッチ検出回路１７で検出
するまでの時間を計測する。この第２のタイマ回路１３
による計測出力信号は、上記出力装置４に供給される。
記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ1 に含まれるノ
ッチ部分を上記第１のノッチ検出回路１１で検出してか
ら、上記第２の圧力センサ２の検出出力信号Ｓ2 に含ま
れるノッチ部分を上記第２のノッチ検出回路１７で検出
するまでの時間を計測する。この第２のタイマ回路１３
による計測出力信号は、上記出力装置４に供給される。
【００２４】さらに、上記寸口の寸すなわち末梢側の動
脈脈波を検出する第３の圧力センサ３は、その検出出力
信号Ｓ3 を上記出力装置４に供給するとともに、第３の
レベル検出回路１９に供給する。
脈脈波を検出する第３の圧力センサ３は、その検出出力
信号Ｓ3 を上記出力装置４に供給するとともに、第３の
レベル検出回路１９に供給する。
【００２５】上記第３のレベル検出回路１９は、上記第
３の圧力センサ３により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ3 が得られたことを検出する。この第３のレベル検出
回路１９による検出出力信号は、第２のラッチ回路２０
に第２のラッチ信号として供給される。
３の圧力センサ３により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ3 が得られたことを検出する。この第３のレベル検出
回路１９による検出出力信号は、第２のラッチ回路２０
に第２のラッチ信号として供給される。
【００２６】さらにまた、上記空気袋７による上記第１
乃至第３の圧力センサ１，２，３の押圧力を検出する上
記第４の圧力センサ９は、その検出出力信号Ｓ4 を上記
第１及び第２のラッチ回路１８，２０に供給する。
乃至第３の圧力センサ１，２，３の押圧力を検出する上
記第４の圧力センサ９は、その検出出力信号Ｓ4 を上記
第１及び第２のラッチ回路１８，２０に供給する。
【００２７】そして、上記第１のラッチ回路１８は、上
記第４の圧力センサ９による検出出力信号Ｓ4 を上記第
１のラッチ信号すなわち上記第２のレベル検出回路１６
による検出出力信号によってラッチし、そのラッチ出力
信号を減算器２１と除算器２２に供給する。この第１の
ラッチ回路１８によるラッチ出力信号は、上記第１の圧
力センサ１下を血流が全通過状態となって上記第２の圧
力センサ２により所定レベル以上の検出出力信号Ｓ2 が
得られる血流全通過圧力Ｐ1 を示す。
記第４の圧力センサ９による検出出力信号Ｓ4 を上記第
１のラッチ信号すなわち上記第２のレベル検出回路１６
による検出出力信号によってラッチし、そのラッチ出力
信号を減算器２１と除算器２２に供給する。この第１の
ラッチ回路１８によるラッチ出力信号は、上記第１の圧
力センサ１下を血流が全通過状態となって上記第２の圧
力センサ２により所定レベル以上の検出出力信号Ｓ2 が
得られる血流全通過圧力Ｐ1 を示す。
【００２８】また、上記第２ラッチ回路２０は、上記第
４の圧力センサ９による検出出力信号Ｓ4 を上記第２の
ラッチ信号すなわち上記第３のレベル検出回路１９によ
る検出出力信号によってラッチし、そのラッチ出力信号
を上記減算器２１に供給する。この第２のラッチ回路２
０によるラッチ出力信号は、上記第２の圧力センサ２下
を血流が全通過状態となって上記第３の圧力センサ３に
より所定レベル以上の検出出力信号Ｓ3 が得られる血流
全通過圧力Ｐ2 を示す。
４の圧力センサ９による検出出力信号Ｓ4 を上記第２の
ラッチ信号すなわち上記第３のレベル検出回路１９によ
る検出出力信号によってラッチし、そのラッチ出力信号
を上記減算器２１に供給する。この第２のラッチ回路２
０によるラッチ出力信号は、上記第２の圧力センサ２下
を血流が全通過状態となって上記第３の圧力センサ３に
より所定レベル以上の検出出力信号Ｓ3 が得られる血流
全通過圧力Ｐ2 を示す。
【００２９】上記減算器２１は、上記第１のラッチ回路
１８によるラッチ出力信号から上記第２のラッチ回路２
０によるラッチ出力信号を減算し、その減算出力信号を
上記除算器２２に供給する。この減算器２１による減算
出力信号は、上記第１のラッチ回路１８のラッチ出力信
号により示される上記第１の圧力センサ１下を血流が全
通過状態となる血流全通過圧力Ｐ1 と上記第２のラッチ
回路２０のラッチ出力信号により示される上記第２の圧
力センサ２下を血流が全通過状態となる血流全通過圧力
Ｐ2 との圧力差Ｐ1 −Ｐ2 を示す。
１８によるラッチ出力信号から上記第２のラッチ回路２
０によるラッチ出力信号を減算し、その減算出力信号を
上記除算器２２に供給する。この減算器２１による減算
出力信号は、上記第１のラッチ回路１８のラッチ出力信
号により示される上記第１の圧力センサ１下を血流が全
通過状態となる血流全通過圧力Ｐ1 と上記第２のラッチ
回路２０のラッチ出力信号により示される上記第２の圧
力センサ２下を血流が全通過状態となる血流全通過圧力
Ｐ2 との圧力差Ｐ1 −Ｐ2 を示す。
【００３０】そして、上記除算器２２は、上記減算器２
１による減算出力信号を上記第１のラッチ回路１８によ
るラッチ出力信号で除算することにより、上記減算出力
信号で示される上記圧力差Ｐ1 −Ｐ2 を正規化する。こ
の除算器２２による除算出力信号すなわち正規化した圧
力差情報（Ｐ1−Ｐ2 ）／Ｐ1 は、上記出力装置４に供
給される。
１による減算出力信号を上記第１のラッチ回路１８によ
るラッチ出力信号で除算することにより、上記減算出力
信号で示される上記圧力差Ｐ1 −Ｐ2 を正規化する。こ
の除算器２２による除算出力信号すなわち正規化した圧
力差情報（Ｐ1−Ｐ2 ）／Ｐ1 は、上記出力装置４に供
給される。
【００３１】このような構成の脈診装置は、その動作状
態が第１乃至第３の動作モードに切り換えられて使用さ
れる。
態が第１乃至第３の動作モードに切り換えられて使用さ
れる。
【００３２】先ず、第１の動作モードでは、図示しない
空気ポンプ及び排気バルブを上記押圧制御部８により制
御して、上記空気袋７による上記第１乃至第３の圧力セ
ンサ１，２，３の押圧力を血流遮断状態から全通過状態
まで徐々に変化させ、上記第１乃至第３の圧力センサ
１，２，３の各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 を出力装
置４で波形観測する。これにより、東洋医学における寸
口の寸、関、尺の動脈脈波を観測して、被検診者の病状
の判断を行うことができる。
空気ポンプ及び排気バルブを上記押圧制御部８により制
御して、上記空気袋７による上記第１乃至第３の圧力セ
ンサ１，２，３の押圧力を血流遮断状態から全通過状態
まで徐々に変化させ、上記第１乃至第３の圧力センサ
１，２，３の各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 を出力装
置４で波形観測する。これにより、東洋医学における寸
口の寸、関、尺の動脈脈波を観測して、被検診者の病状
の判断を行うことができる。
【００３３】ここで、上記第１乃至第３の圧力センサ
１，２，３の各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 は、上記
空気袋７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，
３の押圧力を血流遮断状態から全通過状態まで徐々に変
化させた場合、図４に示すように、先ず心臓側に位置す
る第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 の信号レ
ベルが上昇し、次に中央に位置する第２の圧力センサ２
による検出出力信号Ｓ2 の信号レベルが上昇し、最後に
末梢側に位置する第３の圧力センサ３による検出出力信
号Ｓ2 の信号レベルが上昇し、押圧力が低下すると第１
乃至第３の圧力センサ１，２，３による検出出力信号Ｓ
1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 の各信号レベルが同時に低下する。
１，２，３の各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 は、上記
空気袋７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，
３の押圧力を血流遮断状態から全通過状態まで徐々に変
化させた場合、図４に示すように、先ず心臓側に位置す
る第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 の信号レ
ベルが上昇し、次に中央に位置する第２の圧力センサ２
による検出出力信号Ｓ2 の信号レベルが上昇し、最後に
末梢側に位置する第３の圧力センサ３による検出出力信
号Ｓ2 の信号レベルが上昇し、押圧力が低下すると第１
乃至第３の圧力センサ１，２，３による検出出力信号Ｓ
1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 の各信号レベルが同時に低下する。
【００３４】また、第２の動作モードでは、上記空気袋
７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３の押
圧力を血流遮断状態から徐々に低下させ、上記第２のレ
ベル検出回路１６による検出出力信号が得られる血流通
過限界状態で押圧力Ｐ1 を一定に維持するように、上記
第２のレベル検出回路１６による検出出力信号に基づい
て、上記押圧制御部８により図示しない空気ポンプ及び
排気バルブを制御する。
７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３の押
圧力を血流遮断状態から徐々に低下させ、上記第２のレ
ベル検出回路１６による検出出力信号が得られる血流通
過限界状態で押圧力Ｐ1 を一定に維持するように、上記
第２のレベル検出回路１６による検出出力信号に基づい
て、上記押圧制御部８により図示しない空気ポンプ及び
排気バルブを制御する。
【００３５】ここで、上記血流通過限界状態で上記第１
及び第２の圧力センサ１，２に得られる各検出出力信号
Ｓ1 ，Ｓ2 は、上記出力装置４で波形観測すると、図５
に上記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ1 の波形を
実線で示し、また、上記第２の圧力センサ２の検出出力
信号Ｓ2 の波形を破線で示すように、被検診者の血液循
環機能が正常である場合には、心収縮開始時点ｔ1 から
大動脈弁閉鎖時点ｔ2まで滑らかに連続する山状の波形
となる。
及び第２の圧力センサ１，２に得られる各検出出力信号
Ｓ1 ，Ｓ2 は、上記出力装置４で波形観測すると、図５
に上記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ1 の波形を
実線で示し、また、上記第２の圧力センサ２の検出出力
信号Ｓ2 の波形を破線で示すように、被検診者の血液循
環機能が正常である場合には、心収縮開始時点ｔ1 から
大動脈弁閉鎖時点ｔ2まで滑らかに連続する山状の波形
となる。
【００３６】これに対して、被検診者の血液循環機能に
異常がある場合には上記心室収縮開始時点ｔ１から大動
脈弁閉鎖時点ｔ２までの途中にノッチが発生する。例え
ば弁の異常などによる伝播の速い圧異常では、図６に上
記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ１の波形を実線
で示し、また、上記第２の圧力センサ２の検出出力信号
Ｓ２の波形を破線で示すように、ノッチｎ１，ｎ２が略
同時刻ｔｎに現れる。さらに、例えば心筋の異常などに
よる伝播の遅い流れ異常では、図７に上記第１の圧力セ
ンサ１の検出出力信号Ｓ１の波形を実線で示し、また、
上記第２の圧力センサ２の検出出力信号Ｓ２の波形を破
線で示すように、時間差Δｔを伴うノッチｎ１，ｎ２が
現れる。
異常がある場合には上記心室収縮開始時点ｔ１から大動
脈弁閉鎖時点ｔ２までの途中にノッチが発生する。例え
ば弁の異常などによる伝播の速い圧異常では、図６に上
記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ１の波形を実線
で示し、また、上記第２の圧力センサ２の検出出力信号
Ｓ２の波形を破線で示すように、ノッチｎ１，ｎ２が略
同時刻ｔｎに現れる。さらに、例えば心筋の異常などに
よる伝播の遅い流れ異常では、図７に上記第１の圧力セ
ンサ１の検出出力信号Ｓ１の波形を実線で示し、また、
上記第２の圧力センサ２の検出出力信号Ｓ２の波形を破
線で示すように、時間差Δｔを伴うノッチｎ１，ｎ２が
現れる。
【００３７】この脈診装置は、上記第２の動作モードに
おいて、上記心室収縮開始時点ｔ１から上記第１の圧力
センサ１の検出出力信号Ｓ１にノッチｎ１が現れるまで
の時間ｔｎを上記第１のタイマ回路１２により計測する
とともに、上記第１の圧力センサ１の検出出力信号にノ
ッチｎ１が現れてから上記第２の圧力センサ２の検出出
力信号Ｓ２にノッチｎ２が現れるまでの時間すなわち上
記ノッチｎ１，ｎ２の時間差Δｔを上記第２のタイマ回
路１３により計測し、各ノッチｎ１，ｎ２の発生時間情
報ｔｎ，Δｔを上記出力装置４で表示する。
おいて、上記心室収縮開始時点ｔ１から上記第１の圧力
センサ１の検出出力信号Ｓ１にノッチｎ１が現れるまで
の時間ｔｎを上記第１のタイマ回路１２により計測する
とともに、上記第１の圧力センサ１の検出出力信号にノ
ッチｎ１が現れてから上記第２の圧力センサ２の検出出
力信号Ｓ２にノッチｎ２が現れるまでの時間すなわち上
記ノッチｎ１，ｎ２の時間差Δｔを上記第２のタイマ回
路１３により計測し、各ノッチｎ１，ｎ２の発生時間情
報ｔｎ，Δｔを上記出力装置４で表示する。
【００３８】このように、上記第１及び第２のタイマ回
路１２，１３による各測定データｔn ，Δｔを血液循環
機能観測データとして上記出力装置４で表示することに
より、熟練を必要とすることなく被検診者の血液循環機
能の状態を非観血に且つ適確に判断できる。
路１２，１３による各測定データｔn ，Δｔを血液循環
機能観測データとして上記出力装置４で表示することに
より、熟練を必要とすることなく被検診者の血液循環機
能の状態を非観血に且つ適確に判断できる。
【００３９】さらに、上記第１の圧力センサ１の検出出
力信号Ｓ1 に現れるノッチｎ1 を検出する上記第１のノ
ッチ検出回路１１による第１のノッチ検出信号を上記積
分回路１４により積分してノッチｎの大きさ（面積）を
求めることにより、疾患の状態を定量化することがで
き、上記積分回路１４による積分出力信号を血液循環機
能観測データとして上記出力装置４で表示することによ
り、疾患の状態の判断をより一層適確に行うことができ
る。
力信号Ｓ1 に現れるノッチｎ1 を検出する上記第１のノ
ッチ検出回路１１による第１のノッチ検出信号を上記積
分回路１４により積分してノッチｎの大きさ（面積）を
求めることにより、疾患の状態を定量化することがで
き、上記積分回路１４による積分出力信号を血液循環機
能観測データとして上記出力装置４で表示することによ
り、疾患の状態の判断をより一層適確に行うことができ
る。
【００４０】また、上記第２の動作モードにおいて、上
記第３のタイマ回路１５は、上記第１の圧力センサ１に
より所定レベル以上の検出出力信号Ｓ1 が得られたこと
を上記第１のレベル検出回路１０で検出してから、上記
第２の圧力センサ２により所定レベル以上の検出出力信
号Ｓ2 が得られたことを上記第２のレベル検出回路１６
で検出するまでの時間、すなわち、上記第１の圧力セン
サ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ血液が
移動するのに要する時間τを計測する。
記第３のタイマ回路１５は、上記第１の圧力センサ１に
より所定レベル以上の検出出力信号Ｓ1 が得られたこと
を上記第１のレベル検出回路１０で検出してから、上記
第２の圧力センサ２により所定レベル以上の検出出力信
号Ｓ2 が得られたことを上記第２のレベル検出回路１６
で検出するまでの時間、すなわち、上記第１の圧力セン
サ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ血液が
移動するのに要する時間τを計測する。
【００４１】ここで、上記血流通過限界状態で上記第１
の圧力センサ１を薄膜流として血液が移動する速度ｖ
は、数１に示すように、
の圧力センサ１を薄膜流として血液が移動する速度ｖ
は、数１に示すように、
【数１】
【００４２】血液粘度μに依存するので、上記第１の圧
力センサ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ
血液が移動するのに要する時間τの計測によって、上記
血液粘度μを推定することができる。
力センサ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ
血液が移動するのに要する時間τの計測によって、上記
血液粘度μを推定することができる。
【００４３】そして、上記第３のタイマ回路１５の出力
信号が供給される上記出力装置４は、上記第１の圧力セ
ンサ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ血液
が移動するのに要する時間τの計測値を血液粘度μの計
測データとして表示する。これにより、非観血に動脈の
血液粘度μを正規化した血液粘度情報を得ることができ
る。
信号が供給される上記出力装置４は、上記第１の圧力セ
ンサ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ血液
が移動するのに要する時間τの計測値を血液粘度μの計
測データとして表示する。これにより、非観血に動脈の
血液粘度μを正規化した血液粘度情報を得ることができ
る。
【００４４】さらに、上記第２の動作モードでは、上記
第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ１に基づく基
準の波形信号と上記第２の圧力センサ２による検出出力
信号Ｓ２との比較出力信号を血管内壁状態観測情報とし
て上記出力装置４で波形表示する。上記血流通過限界状
態で上記第１の圧力センサ１下を薄膜流として移動する
血液は、動脈の血管内壁の荒れた状態に応じた波面（圧
の上昇、降下を示す）を呈し、上記第２の圧力センサ２
による検出出力信号Ｓ２は、図８に示すように、動脈の
血管内壁の荒れた状態に応じた波形となる。従って、非
観血に動脈の血管内壁の荒さ情報を得ることができる。
第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ１に基づく基
準の波形信号と上記第２の圧力センサ２による検出出力
信号Ｓ２との比較出力信号を血管内壁状態観測情報とし
て上記出力装置４で波形表示する。上記血流通過限界状
態で上記第１の圧力センサ１下を薄膜流として移動する
血液は、動脈の血管内壁の荒れた状態に応じた波面（圧
の上昇、降下を示す）を呈し、上記第２の圧力センサ２
による検出出力信号Ｓ２は、図８に示すように、動脈の
血管内壁の荒れた状態に応じた波形となる。従って、非
観血に動脈の血管内壁の荒さ情報を得ることができる。
【００４５】なお、この第２の動作モードでは、心臓側
の第１の圧力センサ１及び中央の第２の圧力センサ２に
よる各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 の波形観測を行うのであ
るが、末梢側に第３の圧力センサ３があることにより、
末梢側の血液の影響を取り除いて精度の高い波形観測を
行うことができる。
の第１の圧力センサ１及び中央の第２の圧力センサ２に
よる各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 の波形観測を行うのであ
るが、末梢側に第３の圧力センサ３があることにより、
末梢側の血液の影響を取り除いて精度の高い波形観測を
行うことができる。
【００４６】次に、第３の動作モードでは、上記空気袋
７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３の押
圧力を血流遮断状態から徐々に低下させるように、上記
押圧制御部８により図示しない空気ポンプ及び排気バル
ブを制御し、上記除算器２２による除算出力信号により
示される正規化した圧力差情報（Ｐ1−Ｐ2 ）／Ｐ1 を
動脈硬さ観測情報として上記出力装置４で表示する。
７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３の押
圧力を血流遮断状態から徐々に低下させるように、上記
押圧制御部８により図示しない空気ポンプ及び排気バル
ブを制御し、上記除算器２２による除算出力信号により
示される正規化した圧力差情報（Ｐ1−Ｐ2 ）／Ｐ1 を
動脈硬さ観測情報として上記出力装置４で表示する。
【００４７】ここで、この脈診装置のように動脈に沿っ
て隣接して配置された第１乃至第３の圧力センサ１，
２，３を押圧した場合、図９に示すように、心臓側の第
１の圧力センサ１及び末梢側の第３の圧力センサ３によ
る荷重が第２の圧力センサ２の位置する中央に影響を与
え、中心荷重が増加する。そして、荷重の増加分は、上
記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３を押圧する被検
診者の手首の動脈の硬さに正の相関を持っている。従っ
て、上記心臓側の第１の圧力センサ１下を血流が全通過
状態となる血流全通過圧力Ｐ1 と、上記中央の第２の圧
力センサ２下を血流が全通過状態となる血流全通過圧力
Ｐ2 との圧力差Ｐ1 −Ｐ2 は、上記被検診者の手首の動
脈の硬さを示す情報として用いることができる。なお、
血流全通過圧力点は最高血圧と皮膚組織を介して荷重の
バランス点であることから、上記圧力差Ｐ1 −Ｐ2 は、
血圧や皮膚組織の個人差に殆ど影響を受けない。
て隣接して配置された第１乃至第３の圧力センサ１，
２，３を押圧した場合、図９に示すように、心臓側の第
１の圧力センサ１及び末梢側の第３の圧力センサ３によ
る荷重が第２の圧力センサ２の位置する中央に影響を与
え、中心荷重が増加する。そして、荷重の増加分は、上
記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３を押圧する被検
診者の手首の動脈の硬さに正の相関を持っている。従っ
て、上記心臓側の第１の圧力センサ１下を血流が全通過
状態となる血流全通過圧力Ｐ1 と、上記中央の第２の圧
力センサ２下を血流が全通過状態となる血流全通過圧力
Ｐ2 との圧力差Ｐ1 −Ｐ2 は、上記被検診者の手首の動
脈の硬さを示す情報として用いることができる。なお、
血流全通過圧力点は最高血圧と皮膚組織を介して荷重の
バランス点であることから、上記圧力差Ｐ1 −Ｐ2 は、
血圧や皮膚組織の個人差に殆ど影響を受けない。
【００４８】この実施例では、上記圧力差Ｐ１−Ｐ２を
上記除算器２２により正規化することにより血圧等に起
因する個人差を無くした動脈硬さ観測情報として上記出
力装置４で表示する。これにより、非観血に動脈の硬さ
観測情報を得ることができる。
上記除算器２２により正規化することにより血圧等に起
因する個人差を無くした動脈硬さ観測情報として上記出
力装置４で表示する。これにより、非観血に動脈の硬さ
観測情報を得ることができる。
【００４９】
【発明の効果】以上のように、本発明に係る血液循環機
能観測装置では、末梢側の動脈脈波を検出する第２の圧
力センサにより所定レベルの検出出力信号が得られる血
流通過限界状態において、第１の圧力センサにより検出
される心臓側の動脈脈波の検出出力信号に基づく基準の
波形信号と上記第２の圧力センサにより検出される末梢
側の動脈脈波の検出出力信号との比較出力信号を血管内
壁状態観測情報として出力手段から出力するので、熟練
を必要とすることなく非観血に被検診者の血管内壁状態
を適確に判断できる。従って、血管の内壁状態の情報を
心臓疾患などの病状の把握に利用することができる。
能観測装置では、末梢側の動脈脈波を検出する第２の圧
力センサにより所定レベルの検出出力信号が得られる血
流通過限界状態において、第１の圧力センサにより検出
される心臓側の動脈脈波の検出出力信号に基づく基準の
波形信号と上記第２の圧力センサにより検出される末梢
側の動脈脈波の検出出力信号との比較出力信号を血管内
壁状態観測情報として出力手段から出力するので、熟練
を必要とすることなく非観血に被検診者の血管内壁状態
を適確に判断できる。従って、血管の内壁状態の情報を
心臓疾患などの病状の把握に利用することができる。
【図１】本発明を適用した脈診装置の構成を示すブロッ
ク図である。
ク図である。
【図２】図１に示した脈診装置に用いる３個の圧力セン
サの配設状態を示す斜視図である。
サの配設状態を示す斜視図である。
【図３】図１に示した脈診装置における３個の圧力セン
サによる動脈の押圧状態を示す断面図である。
サによる動脈の押圧状態を示す断面図である。
【図４】図１に示した脈診装置における３個の圧力セン
サにより得られる各検出出力信号の信号レベルの変化状
態を示す特性図である。
サにより得られる各検出出力信号の信号レベルの変化状
態を示す特性図である。
【図５】被検診者の血液循環機能が正常な場合に、図１
に示した脈診装置における第１及び第２の圧力センサに
より得られる各検出出力信号の波形を示す波形図であ
る。
に示した脈診装置における第１及び第２の圧力センサに
より得られる各検出出力信号の波形を示す波形図であ
る。
【図６】図１に示した脈診装置による血液循環機能の圧
異常の観測波形を示す波形図である。
異常の観測波形を示す波形図である。
【図７】図１に示した脈診装置による血液循環機能の流
れ異常の観測波形を示す波形図である。
れ異常の観測波形を示す波形図である。
【図８】図１に示した脈診装置による血管内壁状態の観
測波形を示す波形図である。
測波形を示す波形図である。
【図９】東洋医学における寸口の寸、関、尺の脈波を検
出する脈波検出装置を示す斜視図である。
出する脈波検出装置を示す斜視図である。
１，２・・・・・圧力センサ ４・・・・・・・出力装置 ７・・・・・・・空気袋 ９・・・・・・・押圧制御部 １６・・・・レベル検出回路
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平２−174829（ＪＰ，Ａ) 特開 昭51−41285（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−15037（ＪＰ，Ａ) 特公 昭57−52054（ＪＰ，Ｂ２) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/02 - 5/0295
Claims (1)
- 【請求項１】押圧手段により動脈に沿った被検出部位に
押圧され、心臓側の動脈脈波を検出する第１の圧力セン
サ及び末梢側の動脈脈波を検出する第２の圧力センサ
と、上記第２の圧力センサによりそれぞれ所定レベル以
上の検出出力信号が得られたことを検出するレベル検出
手段と、上記レベル検出手段による検出出力信号が得ら
れる血流通過限界状態に、上記押圧手段による押圧力を
制御する押圧制御手段と、上記第１の圧力センサによる
検出出力信号に基づく基準の波形信号と上記第２の圧力
センサによる検出出力信号との比較出力信号を血管内壁
状態観測情報として出力する出力手段を備え、上記レベ
ル検出手段による検出出力信号が得られる血流通過限界
状態における上記第２の圧力センサによる検出出力信号
から血管内壁状態観測情報を得るようにしたことを特徴
とする血管内壁状態観測装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3077268A JP3006122B2 (ja) | 1991-03-18 | 1991-03-18 | 血管内壁状態観測装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3077268A JP3006122B2 (ja) | 1991-03-18 | 1991-03-18 | 血管内壁状態観測装置 |
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Family
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Family Applications (1)
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Also Published As
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| JPH04288130A (ja) | 1992-10-13 |
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