JP3070250B2

JP3070250B2 - 末梢圧計測装置

Info

Publication number: JP3070250B2
Application number: JP4129403A
Authority: JP
Inventors: 充高島; 由樹佐藤
Original assignee: Sony Corp
Current assignee: Sony Corp
Priority date: 1992-04-23
Filing date: 1992-04-23
Publication date: 2000-07-31
Anticipated expiration: 2015-07-31
Also published as: JPH05300885A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、動脈脈波の波形観測に
より被検診者の動脈の末梢圧情報を得る末梢圧計測装置
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。

【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。

【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。

【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。

【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、血液循環機能の状態を非観血に観測して、心臓疾
患などを的確に判断することは極めて困難であり、異常
の確認は経験の豊富な医師が目視により行っていた。従
来、動脈による充血や静脈による鬱血などで生ずる末梢
圧の状態を非観血に観測する手段は無く、末梢圧情報を
血液循環機能の状態等の判断に利用することはできない
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、末梢圧情報を血液循環機能
の状態等の判断に利用することが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
者の末梢圧を計測できる末梢圧計測装置を提供するもの
である。

【０００９】

【課題を解決するための手段】本発明に係る末梢圧計測
装置は、上述の目的を達成するために、動脈に沿って隣
接して配された３つの押圧部位において同圧にて血流通
過制限を行う押圧手段と、上記押圧手段による押圧力を
制御する押圧制御手段と、上記動脈に沿って隣接して配
された３つの押圧部位の中央にて動脈脈波を検出する第
１の圧力センサ及び末梢側にて動脈脈波を検出する第２
の圧力センサと、上記押圧手段による押圧力を検出する
第３の圧力センサと、上記第１の圧力センサにより最大
レベルの検出出力信号が得られたことを検出する第１の
レベル検出手段と、上記第２の圧力センサにより所定レ
ベル以上の検出出力信号が得られたことを検出する第２
のレベル検出手段と、上記第３の圧力センサによる検出
出力信号を上記第１のレベル検出手段による検出出力信
号によりラッチする第１のラッチ手段と、上記第３の圧
力センサによる検出出力信号を上記第２のレベル検出手
段による検出出力信号によりラッチする第２のラッチ手
段と、上記第１のラッチ手段によるラッチ出力信号と上
記第２のラッチ手段によるラッチ出力信号との差分を検
出する差分検出手段と、上記差分検出手段による差分検
出出力信号を末梢圧情報として出力する出力手段とを備
えることを特徴とするものである。

【００１０】

【作用】本発明に係る末梢圧計測装置では、動脈に沿っ
て隣接して配された３つの押圧部位において同圧にて血
流通過制限を行い、上記動脈に沿って隣接して配された
３つの押圧部位の中央における動脈脈波を第１の圧力セ
ンサにより検出するとともに、末梢側における動脈脈波
を第２の圧力センサにより検出し、さらに、上記血流通
過制限を行う押圧手段による押圧力を第３の圧力センサ
により検出する。そして、上記第１の圧力センサにより
最大レベルの検出出力信号が得られる血流通過状態にお
ける上記第３の圧力センサによる検出出力信号と、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おける上記第３の圧力センサ
による検出出力信号との差分検出出力信号を末梢圧情報
として出力する。

【００１１】

【実施例】以下、本発明に係る末梢圧計測装置の一実施
例について、図面に従い詳細に説明する。

【００１２】本発明に係る末梢圧計測装置は、例えば図
１に示すように構成される。この図１に示す末梢圧計測
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８を介
して動脈９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１０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１０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１１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１２及び第１のノッチ検出回路１３に供
給する。

【００１６】上記第１のレベル検出回路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が得られたことを検出する。この第１のレベル検出
回路１２による検出出力信号は、タイマスタート信号と
して第１，第３及び第４のタイマ回路１４，１６，１７
に供給される。

【００１７】また、上記第１のノッチ検出回路１３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１３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１３Ａと、このローパ
スフィルタ１３Ａ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１３Ｂとから成る。この減算器１３Ｂ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１４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１８に供給され、さらに、第２
のタイマ回路１５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１４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
２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１３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１４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１８は、上記第１の
ノッチ検出回路１３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１８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１９，ノッチ検出回路
２０及び最大レベル検出回路２１に供給する。

【００２０】上記第２のレベル検出回路１９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１９による検出出力信号は、上記出力装置４及び押
圧制御部１０に供給されるとともに、上記第３のタイマ
回路１６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２２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１６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１２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１９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１６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２０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２０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２０
Ａと、このローパスフィルタ２０Ａ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２０Ｂ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１５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１５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１３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２０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１５
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、上記最大レベル検出回路２１は、
上記第２の圧力センサ２による検出出力信号Ｓ₂が最大
レベルになったことを検出する。この最大レベル検出回
路２１による検出出力信号は、上記第４のタイマ回路１
７にタイマストップ信号として供給され、さらに、第２
のラッチ回路２３に第２のラッチ信号として供給され
る。

【００２５】そして、上記第４のタイマ回路１７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
２で検出してから、上記第２の圧力センサ２による検出
出力信号Ｓ₂が最大レベルになったことを上記最大レベ
ル検出回路２１で検出するまでの時間を計測する。この
第４のタイマ回路１７による計測出力信号は、上記出力
装置４に供給される。

【００２６】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２４に供給する。

【００２７】上記第３のレベル検出回路２４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２４による検出出力信号は、第３のラッチ回路２５
に第３のラッチ信号として供給される。

【００２８】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１１は、その検出出力信号Ｓ₄を上
記第１乃至第３のラッチ回路２２，２３，２５に供給す
る。

【００２９】そして、上記第１のラッチ回路２２は、上
記第４の圧力センサ１１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１
９による検出出力信号によってラッチし、そのラッチ出
力信号を第１及び第２の減算器２６，２７と第１及び第
２の除算器２８，２９に供給する。この第１のラッチ回
路２２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。

【００３０】また、上記第２ラッチ回路２３は、上記第
４の圧力センサ１０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最大レベル検出回路２１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
を上記第２の減算器２７に供給する。この第２のラッチ
回路２３によるラッチ出力信号は、上記第２の圧力セン
サ２下を血流が通過し始める血流全通過圧力Ｐ₂を示
す。

【００３１】さらに、上記第３ラッチ回路２５は、上記
第４の圧力センサ１０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２４
による検出出力信号によってラッチし、そのラッチ出力
信号を上記第１の減算器２６に供給する。この第３のラ
ッチ回路２５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Ｐ₃を示す。

【００３２】上記第１の減算器２６は、上記第１のラッ
チ回路２２によるラッチ出力信号から上記第３のラッチ
回路２５によるラッチ出力信号を減算し、その減算出力
信号を上記第１の除算器２８に供給する。この第１の減
算器２６による減算出力信号は、上記第１のラッチ回路
２２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３のラッチ回路２５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Ｐ₃との圧力差Ｐ₁−Ｐ₃を示す。

【００３３】そして、上記第１の除算器２８は、上記第
１の減算器２６による減算出力信号を上記第１のラッチ
回路２２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−Ｐ₃を正
規化する。この除算器２８による除算出力信号すなわち
正規化した圧力差情報（Ｐ₁−Ｐ₃）／Ｐ₁は、上記出
力装置４に供給されるとともに、減算器３０に供給され
る。

【００３４】またさらに、上記第２の減算器２７は、上
記第１のラッチ回路２２によるラッチ出力信号から上記
第２のラッチ回路２３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第２の除算器２９に供給する。
この第２の減算器２７による減算出力信号は、上記第１
のラッチ回路２２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２５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
通過状態となる血流開始圧力Ｐ₂との圧力差Ｐ₁−Ｐ₂
を示す。

【００３５】そして、上記第２の除算器２９は、上記第
２の減算器２７による減算出力信号を上記第１のラッチ
回路２２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２９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、減算器
３０を介して上記出力装置４に供給される。

【００３６】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４の動作モードに切り換えられて使用さ
れる。

【００３７】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１０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。

【００３８】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Ｓ₃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。

【００３９】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１９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１９による検出出力信号に基づい
て、上記押圧制御部１０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。

【００４０】ここで、上記血流通過限界状態で上記第１
乃び第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、心室収縮開始時点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。

【００４１】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ｔ_n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。

【００４２】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ｔ_nを上記第１のタイマ回路１４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１５により計測し、各ノッチｎ₁，ｎ₂の発生時間情
報ｔ_n，Δｔを上記出力装置４で表示する。

【００４３】このように、上記第１及び第２のタイマ回
路１４，１５による各測定データｔ_n，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。

【００４４】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１３による第１のノッチ検出信号を上記積
分回路１８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１８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。

【００４５】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１６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１２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１９
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。

【００４６】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下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、

【００４７】

【数１】

【００４８】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。

【００４９】そして、上記第３のタイマ回路１６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を定量化した血液粘度情報を得ることができ
る。

【００５０】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。

【００５１】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。

【００５２】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１０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２８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−Ｐ₃）／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。

【００５３】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、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
−Ｐ₃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−Ｐ₃は、血圧や皮膚組織の個
人差に殆ど影響を受けない。このように、上記圧力差Ｐ
₁−Ｐ₃を上記第１の除算器２８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。

【００５４】さらに、第４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１０により図示しない空気ポンプ及び排気
バルブを制御し、上記第２の除算器２９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を末梢圧情報として上記第４のタイマ回路
１７による測定データとともに上記出力装置４で表示す
る。

【００５５】ここで、こ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
した状態で、血液が各圧力センサ１，２，３を通過する
場合、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の全面までは血液がスムーズに通過するが、
末梢側には圧力があるために、末梢側の第３の圧力セン
サ３まで血液が到達しない状態がある。この第４の動作
モードでは、この末梢圧を最高血圧と等価になる圧迫圧
で正規化した指数で示すことにより、動脈による充血や
静脈による鬱血の状態を示す末梢圧情報として上記出力
装置４で表示すことができる。

【００５６】

【発明の効果】以上のように、本発明に係る末梢圧計測
装置では、動脈に沿って隣接して配された３つの押圧部
位において同圧にて血流通過制限を行い、上記動脈に沿
って隣接して配された３つの押圧部位の中央における動
脈脈波を第１の圧力センサにより検出するとともに、末
梢側における動脈脈波を第２の圧力センサにより検出
し、さらに、上記血流通過制限を行う押圧手段による押
圧力を第３の圧力センサにより検出することにより、上
記第１の圧力センサにより最大レベルの検出出力信号が
得られる血流通過状態における上記第３の圧力センサに
よる検出出力信号と、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お
ける上記第３の圧力センサによる検出出力信号との差分
検出出力信号を定量化した末梢圧情報として得ることが
できる。そして、上記末梢圧情報を出力手段から出力す
るので、末梢圧情報に基づいて、熟練を必要とすること
なく非観血に被検診者の動脈による充血や静脈による鬱
血の状態を適確に判断することができる。

【図面の簡単な説明】

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【符号の説明】

２，３，１１・・・・圧力センサ４・・・・・・・出力装置７・・・・・・・空気袋１０・・・・・・・押圧制御部１６，１９・・・・・・レベル検出回路２２，２３・・・ラッチ回路２７・・・・・・減算器

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献特開昭52−30086（ＪＰ，Ａ) 特開平４−102438（ＪＰ，Ａ) 特開平４−108424（ＪＰ，Ａ) 特開昭52−7782（ＪＰ，Ａ) 特開平４−288131（ＪＰ，Ａ) 特開昭57−103628（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/02 - 5/0295

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】動脈に沿って隣接して配された３つの押
圧部位において同圧にて血流通過制限を行う押圧手段
と、上記押圧手段による押圧力を制御する押圧制御手段と、上記動脈に沿って隣接して配された３つの押圧部位の中
央にて動脈脈波を検出する第１の圧力センサ及び末梢側
にて動脈脈波を検出する第２の圧力センサと、上記押圧手段による押圧力を検出する第３の圧力センサ
と、上記第１の圧力センサにより最大レベルの検出出力信号
が得られたことを検出する第１のレベル検出手段と、上記第２の圧力センサにより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第２のレベル検出手段
と、上記第３の圧力センサによる検出出力信号を上記第１の
レベル検出手段による検出出力信号によりラッチする第
１のラッチ手段と、上記第３の圧力センサによる検出出力信号を上記第２の
レベル検出手段による検出出力信号によりラッチする第
２のラッチ手段と、上記第１のラッチ手段によるラッチ出力信号と上記第２
のラッチ手段によるラッチ出力信号との差分を検出する
差分検出手段と、上記差分検出手段による差分検出出力信号を末梢圧情報
として出力する出力手段とを備えて成る末梢圧計測装
置。