JPH0349732A

JPH0349732A - 脈波変動検出装置

Info

Publication number: JPH0349732A
Application number: JP18561989A
Authority: JP
Inventors: Mitsue Tomita; 富田　光衛
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1989-07-18
Filing date: 1989-07-18
Publication date: 1991-03-04
Anticipated expiration: 2010-06-14
Also published as: JPH0755218B2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】〔産業上の利用分野〕本発明は脈波変動検出装置、特に経時的な脈波の変動を
容易に把握できる状態で呈示することのできる脈波変動
検出装置に関する。

〔従来の技術〕

循環器疾患の診断には、血圧測定とともに脈波の解析が
必要である。特に、心臓疾患の診断には、心臓近傍の大
動脈波の解析が極めて有効である。

この大動脈波をＡｌｌ定する方法は、残血的方法と非観
血的方法とに分けられる。残血的方法としては、従来か
ら血管カテーテルＡＰｌ定法が行われている。

この方法は、動脈にカテーテルを入れ、カテーテルを披
Δ−１定部位まで挿入することによって、その場所にお
ける脈波を直接測定する方法である。

方、非観血的方法としては、超音波や咳磁気共ＨｑＨｔ
法を用いた方法が開発され、実用化に至っている。

〔発明が解決しようとする課題〕

しかしながら、上述した従来の脈波検出装置では、単一
の脈波かそれぞれ別個に呈示されるたけである。心臓疾
患の診断には、脈波の経時的な変動を把握することも重
大な要素のひとつになってくるが、従来の装置ではこの
ような脈波の経時的な変動を解析することか困難である
。

また、脈波を血圧値とともに７１−１定するには、従来
は残血的方法を行う必要があった。これは、動脈にカテ
ーテルを挿入するという大掛かりな方法であり、患者の
肉体的、精神的負担も大きなものになり、好ましくない
。

本願第１の発明は、経時的な脈波の変動を容易に把握で
きる状態で呈示することのできる脈波変動検出装置を提
１共することをＶ１的とする。

本願第２の発明は、非観血的な方法により、脈波と血圧
値とを同時に検出することができ、しかもこれを経時的
な脈波の変動を容易に把握できる状態で呈示することの
てきる脈波変動検出装置を１間倶することを目的とする
。

〔課題を解決するための手段〕

本願第１の発明は、脈波変動検出装置において、生体の
発生する脈波を、圧力変動として検出する圧力センサと
、この圧力センサが連続的に検出した複数の圧力変動の波
形を記憶するメモリと、このメモリに記憶されている複数の波形を、各波形の立
ち上がり時点を一致させて重畳させる波形重畳手段と、この波形重畳手段によって重畳された波形を出力する出
力装置と、を設けるようにしたものである。

本願第２の発明は、脈波変動検出装置において、上腕部
を阻血するための阻血嚢と、この阻血嚢を通過した脈波
を検出するための検出嚢と、を有する縛帯と、この縛帯の管用によって生じるコロトコフ音を検出する
音波センサと、検出嚢に生じる圧力変動を検出する圧力センサと、阻血嚢および検出嚢の基僧内圧を、十分に高い値から徐
々に減少させてゆき、音波センサが検出したコロトコフ
音の音】が所定の設定値に達したら、基準内圧を一定値
に維持させる機能を有する圧力制御手段と、基準内圧が一定値に維持されている間に、圧力センサか
ら連続的に得られる圧力変動の波形を、所定数記↑、伍
するメモリと、このメモリに記憶されている複数の波形を、各波形の立
ち上がり時点を一致させて重畳する波形重畳手段と、この波形重畳手段によって重畳された波形を出力する出
力装置と、を設けるようにしたものである。

〔作　用〕

本願第１の発明によれば、圧力センサによって検出され
た脈波波形が、複数だけ１記憶される。この複数の脈波
波形は１枚のチャートに重畳して表示されるが、このと
き各波形の立ち上がり時点が一致するように重畳される
。こうして脈波の経時的な変動は、この重畳して表示さ
れた脈波の幅として視覚的に容易に認識することができ
る。脈波のどの部分の幅が広いか、あるいは狭いか、と
いう情報を一目して把握することができるため、より適
確な診断を行うことができるようになる。

本願第２の発明によれば、上述の第１の発明において、
脈波の検出を非観血的に行うことができる。これは、上
腕部に縛帯を巻き、この縛帯に所定の条件下で圧力をか
けると、上腕部において大動脈波と等価な脈波が得られ
るという基本原理を発見したことに基づく。縛帯に十分
な圧力をかけると、上腕部を阻血することができる。こ
こで縛帯の圧力を徐々に減少させてゆくと、縛帯を通過
する脈波が検出される。この脈波は初めは小さな波であ
るが、縛帯の圧力を減少させてゆくに従って、だんだん
と大きくなる。本願発明者は、縛帯の圧力が心拡張期圧
ＤＰに一致したときに、縛帯を通過して検出される脈波
が、心臓近傍における大動脈波と等価になるという事実
を見出だしたのである。本発明に係る脈波検出装置では
、コロトコフ音をモニターしており、コロトコフ音が所
定の設定値に達したときに、縛帯の圧力が心拡張期圧Ｄ
Ｐに達したと判断している。この装置の圧力制御手段は
、コロトコフ音が設定値に達したら、縛帯の基準内圧を
一定値に維持する機能を有する。

したがって、この間に脈波出力手段か出力する脈波は、
心臓近傍における大動脈波と等価なものになる。こうし
て、心臓近傍の脈波を直接測定することなしに、これと
等価な脈波を上腕部で、ＩＦ５定することができるので
ある。

〔実施例〕

以下、本発明を図示する実施例に基づいて説明する。第
１図は、本発明の一実施例に係る脈波検出装置の基本構
成を示すブロック図である。この装置は、大きく分けて
、装置本体１００（−点鎖線で囲んで示す）と縛帯２０
０との２つの構成部分よりなる。縛帯２００は、上腕部
を阻血するための阻血嚢２１０と、この阻血嚢を通過し
た脈波を検出するための検出管２２０とをａする。阻血
嚢２１０は阻血に必要なだけの十分な大きさをもち、本
実施例の場合、図の長さ［１−１２ｃｍ程度である。ま
た、検出管２２０は阻血嚢２１０に比べて十分小さくし
、本実施例の場合、図の長さｇ２＝２ｃｍ程度である。

検出管２２０が大きすぎると、空気容量が大きくなるた
め、これに衝突した脈波を十分に検出することができな
くなる。阻止嚢２１０と検出管２２０とは、途中の接続
路２３０において互いに接続されており、阻止嚢２１０
から外部には空気を通すための導管２４０か伸びており
、検出管２２０から外部には同様に導管２５０が伸びて
いる。この縛帯２００は、第２図に示すような向きに、
上腕部に着用して用いることになる。

一方、装置本体１００は次のような＋１が成になってい
る。まず、導管２５０が接続されている管路１０１には
、音波センサ１１０と圧力センサ１２０とが設けられて
いる。ここで、いずれのセンサーも原理的には、導管２
５０を介して導かれる検出管２２０内の圧力を測定する
センサであるが、圧力センサ１２（）が脈波の周波数帯
域の圧力変動を検出するのに対し、音波センサ１１０は
音波の周波数帯域、特にコロトコフ音の周波数帯域（３
０〜８０Ｈｚ）を検出するように設３１されている。

音波センサ１１０が検出したアナログ信号は、増幅器１
１１で増幅され、Ａ／Ｄ変換器１１２によってデジタル
信号に変換され、ＣＰ　Ｕ　１３０に′ｊえられる。同
様に、圧力センサ１２０が検出したアナログ信号は、増
幅器１２１て増幅され、Ａ／Ｄ変換器１２２によってデ
ジタル信号に変換され、ＣＰ　０１３０に与えられる。

導管２４０が接続されている管路１０２には、エアポン
プ１４０およびリークバルブ１５０が接続されている。

このエアポンプ１４０およびリークバルブ１５０は、Ｃ
ＰＵＩ　３０によって制御される。管路１０１と管路１
０２とは連結されており、また、阻止嚢２１０と検出管
２２０とは接続路２３０で連結されている。したがって
、阻止嚢２１０と検出管２２０とは、本来、同じ圧力に
保たれることになる。ただし、阻止嚢２１０は容量が大
きいため、周波数の高い圧力変動は検出管２２０におい
てのみ現れる。このため、音波センサ１１０および圧力
センサ１２０は、導管２５０の近傍に接続するのが好ま
しい。なお、ＣＰＵ１３０ｉこは、データを５己憶する
ためのメモリ１６０、データを表示するための表示装置
１７０、およびデータを出力するためのプリンタ１８０
が接続されている。

さて、ここでこの装置のａｌｌ定対象となる大動脈波が
どのようなものかを簡ｒＢに説明しておく。第３図にこ
の大動脈波の基本的な波形を示す。この図のように、脈
波はいずれも溝軸を時間軸、縦軸を圧力軸にとって示さ
れる。この大動脈波は、心臓近傍における血圧変動を示
す波形であり、心臓の左心室筋の動きをそのまま表現し
ている。第３図において、時刻ｔ１までは心臓は拡張期
であり、圧力は心拡張期圧ＤＰとなる。時刻ｔ１〜【２
にかけて心臓が収縮運動を行い、心収縮期圧ＳＰまで圧
力は上昇する。続いて、心臓は拡張運動に転じるが、時
刻ｔ３において大動脈弁が閉じるため、時刻ｔ４に小さ
な１１１が現れる。時刻ｔ３における切痕は大動脈弁閉
圧痕と呼ばれる。その後、時刻ｔ４〜ｔ５にかけて圧力
は徐々に減少し、再び心拡張期圧ＤＰに戻る。このよう
な圧力変動が、心臓の１鼓動ごとに現れ、それが心臓か
ら動脈を伝わって脈波として全身へと伝播されてゆく。

しかしながら、このようにして心臓で発生した脈波は、
末梢への伝播にともなって波形を変えてゆく。第４図に
この様子を示す。波形ＷＡ−ＷＦは、心臓の大動脈弁の
直上位置から末梢へそれぞれＯｃｍ〜５０ｃｍ離れた部
位における脈波を、血管〃チーチルδ１１定法で）１定
した結果である。ここで、波形ＷＡが第３図に示す心臓
近傍の大動脈波に相当する。

このように末梢にゆくにしたがって、高周波成分が伸び
てきており、最大血圧値ＴＯＰが増大してくることがわ
かる。これは末梢にゆくほど血管が細くなり抵抗が増す
ためと考えられる。なお、ここでＤＮＰは大動脈弁閉鎖
成用である。このように、脈波は末梢にゆくにしたがっ
て波形を変えてしまうため、上腕部において普通に測定
した脈波（たとえば脈波ＷＦ）は、心臓近傍の大動脈波
とはかなり異なるものとなる。本装置によれば、上腕部
において大動脈波と等価な脈波を得ることができる。

第５図（ａ）は、この装置による測定動作を説明するグ
ラフであり、同図（ｂ）はその部分拡大図である。前述
のように、この装置はエアポンプ１４０とリークバルブ
１５０とを何し、阻止嚢２１０および検出嚢２２０の圧
力を制御することができる。すなわち、圧力を増加させ
る場合には、エアポンプ１４０を動作させて嚢内に空気
を送りこみ、圧力を減少させる場合には、リークバルブ
１５０を開けて嚢内の空気をリークさせることができる
。

ａｌｌ定にあたっては、被測定者の上腕部に第２図に示
すように縛帯２００を着用させ、７Ｉ−１定開始スイツ
チ（図示せず）を押す。第５図（ａ）のグラフは、７１
？１定開始後の嚢内圧力の変化を示すものである。すな
わち、肺１定開始後、ＣＰＵ１３０がエアポンプ１４０
を起動し、嚢内に空気を送り込んで圧力を徐々に増加さ
せる（グラフの点Ａ〜）。阻ＩＬ嚢２１０は次第に動脈
を圧迫し、やがて完全に阻血する圧力にまで達する（点
Ｂ）。このときの縛帯２００（阻血嚢２１０と検出嚢２
２０）と動脈３００との関係を現す断面図を第６図（ａ
）に示す。図の左側か心臓、右側が末梢であり、脈波は
左から右に伝わるはずであるが、阻血嚢２１０の圧力が
高いため、脈波は阻血嚢２１０を通過することはできな
い。続いてＣＰＵ１３０は、リークバルブ１５０を少し
ずつ開けて圧力をゆっくりと減少させてゆく　（点Ｃ〜
）。すると、点りにおいてコロトコフ音が発生する。グ
ラフ内の波形には、点りから徐々に圧力を減少させてい
ったとき、各圧力値に対応して得られるコロトコフ音の
振幅を示すものである。このように点りを過ぎるとコロ
トコフ音が発生するのは、第６図（ｂ）に示すように、
脈波の一部か阻止嚢２１０の圧力に抗して阻止嚢２１０
を通過し始めるためである。この点りに対応する圧力が
心収縮期圧ＳＰに相当することが知られている。点りか
ら更に圧力を減少させてゆくと、第６図（Ｃ）に示すよ
うに脈波は更に通過しやすくなり、点Ｅにおいてコロト
コフ音が最大になる。以後、コロトコフ音は次第に減少
し、点Ｆに達すると音は非常に小さくなり、はぼ一定の
振幅が続く。この点Ｆに対応する圧力が心拡張期圧ＤＰ
に相当することが知られており、第６図（ｄ）の状態に
対応する。本装置の特徴は、圧力を点Ｆまで減少させた
ら、この圧力ＤＰをしばらく維持させ（点Ｆ〜点Ｇ）、
この間に脈波の検出を行う点にある。脈波の検出が完了
すると、更に圧力を減少させる（点６〜点Ｈ）。縛帯２
００は、第６図（ｅ）に示すように、動脈３００からは
浮いた状態になる。なお、再度の測定を続けて行う場合
には、点Ｈから点■まで圧力を上昇させた後、点Ｉから
点Ｊ（心拡張期圧ＤＰ）まで圧力を減少させ、そのまま
圧力を一定に維持して、再度の脈波検出を行えばよい。

点Ｆに到達したときに、心拡張期圧ＤＰを紀ｔαしてお
けば、点Ｂまで圧力を上ｙ？させなくても、点Ｉ　（心
拡張期圧ＤＰよりやや高い圧力）まで圧力を上昇させた
後、心拡張期圧ＤＰまで圧力を減少させれば再測定が可
能なのである。

さて、ここで脈波の検出方法について説明しよう。脈波
は動脈３００内の圧力変動であるから、圧力の値として
７１！１定される。第６図に示すように、阻止嚢２１０
を通過した脈波３１０は、検出嚢２２０に衝突する。こ
の検出嚢２２０は阻止嚢２１０に比べて容量が小さいた
め、このような周波数の高い、振幅の小さな波でも微妙
に検出することができる。この微妙な圧力変動は、圧力
センサ１２０によって検出される。阻止嚢２２０は容量
が大きいため、脈波による圧力変動はあまり受けない。

ここで、圧力センサ１２０の検出する圧力値そのものに
着［Ｉすると、２つの要素が重畳されていることがわか
るであろう。すなわち、１つは阻止嚢２１０の圧力であ
り、もう１つは検出嚢２２０の脈波による圧力変動であ
る。ここでは、前者を基準内圧、後前を脈波圧と呼ぶこ
とにする。検出嚢２２０は、接続路２３〔）を介して阻
市嚢２１０に連結されているので、脈波か衝突しない場
合は、検出嚢２２０の圧力ら基準内圧になっている。

第５図（ａ）に示したグラフは、この基準内圧を示した
ものであり、圧力センサ１２０によって検出される圧力
は、実際にはこの基準内圧に脈波圧を重畳したものにな
る。第５図（ａ）の部分りを拡大した図を第５図（ｂ）
に示す。この拡大図では、基準内圧（図の破線で示す）
に脈波を重畳した圧力値のグラフを実線で示している。

図の点Ｆ〜点Ｇの区間は、前述のように基準内圧が心拡
張期圧ＤＰに維持されており、この心拡張期圧ＤＰの上
に脈波がのっている状態になる。

第４図に示したように、上腕部における脈波（たとえば
脈波ＷＦ）は大動脈波（脈波ＷＡ）とは異なった脈波で
ある。ところが、阻止嚢２１０を心拡張期圧ＤＰに維持
したときに、検出嚢２２０が検出する脈波は、上腕部で
検出しているにもかかわらず大動脈波と等価であること
を、本願発明者は見出だしたのである。この理由につい
ての厳密な理論解析を行うことは困難であるが、阻１ト
嚢２１０がローパスフィルタの機能を果たすために、脈
波の高周波成分がカットされたためと本願発明者は考え
ている。第４図に示すように、脈波は末梢にいくほど血
管抵抗の増加により高周波成分が伸びてくる。ところか
、上腕部の脈波（脈波ＷＦ）が阻止嚢２１０を通過する
と、この高周波成分がカットされ、らとの大動脈波（脈
波ＷＡ）と等価な波が濾波されて出てくると考えること
かできる。したがって、阻止嚢２１〔〕の幅（第１図の
Ｎｌ）は、このローパスフィルタの機能を果たすだけの
十分な幅が必要であるか、一般に９印以上あればこの機
能を果たせることか実験的に確認できた。阻ｌに嚢２１
０の圧力か心拡張期圧ＤＰに等しいときに大動脈波と等
価な波か得られるのであるから、第５図（ａ）に示すよ
うに、基準内圧が心拡張期圧ＤＰに達した点Ｆて圧力を
一定に維持し、点Ｆ〜点Ｇの区間で脈波を検出すれば、
その脈波を大動脈波と同等に扱うことかできるのである
。再度の測定では、点Ｊ以後の脈波も同じく大動脈波と
して扱うことかできる。

ここで、阻止嚢２１０が心拡張期圧０Ｐてないときに（
すなわち、点Ｆ〜点Ｇ以外の区間）、どのような脈波か
ｉすられるかを参考のために述べておく。第７図は、第
５図（ａ）の点Ｄ〜点Ｈの区間において検出される脈波
を示す図である。図の実線で示す波形か本装置の圧力セ
ンサ１２０て検出される脈波を示し、破線で示す波形が
上腕部における脈波（第４図の脈波ＷＦ）を示す。また
、各脈波の上の符号は、各脈波が第５図のグラフの各点
において検出された脈波であることを示す。符号のつい
ていない脈波は、これらの中間点において検出された脈
波である。このように、点りから徐々に圧力を減少させ
てゆくと、検出される脈波の振幅は次第に大きくなって
くる。そして、点Ｆ（〜点Ｇ）に到達したときに脈波の
振幅は最大となり、以下脈波の振幅は減少してゆく。点
Ｆにおける実線の脈波を破線の脈波と比べてみると、ち
ょうど高周波成分がカットされていることがわかる。な
お、この検出される脈波の振幅と、コロトコフ音の振幅
とは必ずしも比例しないことに注意すべきである。第５
図（ａ）に示すように、コロトコフ音は点Ｅにおいてピ
ークになるが、第７図に示すように、脈波の方は点Ｅで
はピークにはならない。点Ｆ〜点Ｇにおいては、縛帯２
００と動脈３００との関係が第６図（ｄ）のような状態
になっていると考えられる。すなわち、縛帯２００の基
準内圧と動脈の心拡張期圧ＤＰとが拮抗しており、脈波
が阻止嚢２１．０を十分に通過することができ、検出嚢
２２０にも十分な衝撃を与えることができるのである。

縛帯２００の圧力がこれより高いと、同図（ａ）〜（Ｃ
）のように、脈波が阻＋）−嚢２１０を十分に通過する
ことができず、検出嚢２２０には十分な衝撃が加わらな
いのである。また、縛帯２００の圧力がこれより低いと
、同図（ｅ）のように、検出嚢２２０が動脈３００から
離れてしまうため、脈波が阻止嚢２１０を十分に通過し
たとしても、検出嚢２２０に十分な衝撃が加わらないの
である。

以上のようにして、点Ｆ〜点Ｇの間に、圧力センサ１２
０が検出した脈波がデジタル信号としてＣＰＵ１３０に
取り込まれる。この装置では、取り込んだ脈波データは
、ひとまずメモリ１６０に記憶される。

ところで、ＣＰＵＩ　３０は、点Ｆに到達したら圧力を
一定値に維持するよう制御するが、実際には点Ｆに到達
したという判断を正確に行うことは困難である。前述の
ように、点Ｆへ到達したという判断は、コロトコフ音が
小さくなり、振幅の変化がなくなったことを検出して行
うが、圧力は一定の速度で減少させているため、ＣＰＵ
１３０が点Ｆへの到達を認識したときには、実際の圧力
はすでに点Ｆを通過して更に低くなってしまっていると
いう事態が起きやすい。そこで本装置では、第５図（ａ
）のグラフのような圧力制御によって脈波検出を行うと
いう原理には相違ないものの、実際には第８図（ａ）の
ような圧力制御を行って脈波検出を行っている。すなわ
ち、点りから点Ｆに至るまでは上述の原理どおりに減圧
を行ってゆく。

そして、点Ｆを通過しても更に減圧を続ける。ここで、
コロトコフ音の振幅を絶えずモニターしておき、所定時
間減圧を続けてもコロトコフ音の振幅が変化しな（なっ
たら、そこで減圧をやめ、逆に圧力を増加させてゆく（
点Ｆｌ）。そして、この点Ｆ１におけるコロトコフ音の
振幅Ｗを記憶しておき、コロトコフ音の振幅がｋＷ　（
ｋは所定の係数、たとえばに−１，５）にまで増加した
ら、そこで（点Ｆ２）、圧力を一定に維持するようにす
る。第８図（１））は同図（ａ）の部分Ｍの拡大図であ
り、この様子をより詳しく示している。この拡大図から
明らかなように、厳密に言えば、心拡張期圧ＤＰを与え
る点Ｆは、コロトコフ音の振幅が一定値Ｗとなるはじめ
ての点ＦＯではなく、それより１鼓動分前の点である。

この点Ｆにおけるコロトコフ音の振幅をｋＷとすれば、
ｋ−１，５程度になることが確認できた。したがって、
上述のように点Ｆ１まで減圧させたら、逆に圧力を増加
させてゆき、コロトコフ音の振幅が１．５倍になったと
ころ、すなわち点Ｆ２を心拡張期圧ＤＰに等しい点とし
て扱うことができる。もっともこの係数にの値は患者に
よってばらつきがあるが、大動脈派の検出精度としては
問題は生じない。

さて、結局上述の測定によって、複数の大動脈波の波形
が測定され、メモリ１６０に記憶されたことになる。本
装置の特徴は、この複数の大動脈波をプリンタ１８０に
出力する方法にある。この大動脈波をｒｌｉ独で出力し
たチャートを第９図に示す。このようなチャートからは
、その波形は十分に解析することはできるが、その経時
的な変動は解析することができない。そこで、本装置で
はメモリ１６０内のデータに基づいて、第１０図（ａ）
および（ｂ）に示すようなチャートをプリンタ１８０に
出力させている。同図（ａ）は、第９図のチャートの時
間軸を圧縮し、連続して得られた１０回分の脈波を並べ
て表示したものである。時間軸が圧縮されているため、
個々の脈波の形状についての解析は困難であるが、経時
的な変動についての情報を得ることができる。同図（ｂ
）は、本願のポイントとなるべき脈波表示である。これ
は、時間軸を圧縮せずに、連続して得られた１０回分の
脈波を重畳して表示したチャートになっている。１０回
分の脈波はいずれもその立ち上がり時点を時間軸０の位
置に揃えるようにして重畳されている。

このように脈波を重畳して表示すると、脈波の変動を複
数のグラフの線の分布幅として視覚的に認識することが
できる。本装置では、ＣＰＵ１３０が、メモリ１６０内
に記憶されている１０回分の脈波データを読出し、第１
０図（ａ）に示すチャートと同図（ｂ）に示すチャート
とを作成し、この双方をプリンタ１８０に出力させてい
る。

第１０図に示すチャートは正常者の大動脈波の波形であ
るが、疾患者の波形を第１１図および第１２図に示す。

第１１図のチャートは起立性血行障害をもつ若年患者の
脈波であり、第１２図のチャートは循環器系疾患をもつ
老齢患者の脈波である。第１１図（ｂ）を見ると、時間
軸で０．　１秒はどの位置にみられるピーク（心収縮期
のピーク）に経時的な変動がかなりみられる。一方、第
１２図（ｂ）をみると、時間軸で０．５秒はどの位置に
みられる大動脈弁閉圧痕の位置が時間軸に関して変動し
ていることかわかる。このように、本装置による検出結
果によれば、脈波の形状だけでなく、経時的な変動を容
易に把握することができる。すなわち、本装置は適確な
診断のための付加的な情報を提供することができるので
ある。なお、第１０図〜第１２図に示すチャートでは、
脈波をグラフでのみ示しているが、各部の圧力値を数値
で併記させるようにしてもよい。たとえば、１０回分の
脈波について、心収縮期のピーク値の最大値、最小値、
平均値などを数値で併記するようにし、これらが正常な
範囲から外れていた場合には、何らかの警告マークを付
記するようにしてもよい。

〔発明の効果〕

以上のとおり本願第１の発明によれば、複数の脈波を重
畳して表示させるようにしたため、脈波の経時的な変動
を視覚的に容易に認識することができるようになる。

また、本願第２の発明によれば、上腕部に縛帯を装着す
ることにより大動脈波を検出できるようにしたため、非
観血的に大動脈波の波形および血圧値の４１定、ならび
にその変動を検出することが容易にできるようになる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例に係る脈波変動検出装置の構
成を示すブロック図、第２図は第１図の装置における縛
帯を上腕部に装むした状態を示す図、第３図は一般的な
大動脈波の波形図、第４図は心臓から抹消へ至るまでの
脈波の変形を示す図、第５図は第１図に示す装置による
測定原理を説明するグラフ、第６図は縛帯圧と脈波の通
過状態との関係を示す断面図、第７図は縛帯圧と検出さ
れる脈波との関係を示す波形図、第８図は第１図に示す
装置による実際の３−１定動作を説明するグラフ、第９
図は第１図に示す装置によって検出した大動脈波を示す
波形図、第１０図〜第１２図は第１図に示す装置によっ
て出力される大動脈波のチャートを示す図である。１００・・・装置本体、１０１，１０２・・・管路、２
００・・・縛帯、２１０・・・阻血嚢、２２０・・・検
出嚢、２３０・・・接続路、２４０，２５０・・・導管
、３００・・・動脈、３１０・・・脈波、ｓｐ・・・心
収縮期用、ＤＰ・・・心拡張期圧、Ｋ・・・コロトコフ
音波形。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）生体の発生する脈波を、圧力変動として検出する
圧力センサと、前記圧力センサが連続的に検出した複数の圧力変動の波
形を記憶するメモリと、前記メモリに記憶されている複数の波形を、各波形の立
ち上がり時点を一致させて重畳させる波形重畳手段と、前記波形重畳手段によって重畳された波形を出力する出
力装置と、を備えることを特徴とする脈波変動検出装置。
（２）上腕部を阻血するための阻血嚢と、この阻血嚢を
通過した脈波を検出するための検出嚢と、を有する縛帯
と、前記縛帯の着用によって生じるコロトコフ音を検出する
音波センサと、前記検出嚢に生じる圧力変動を検出する圧力センサと、前記阻血嚢および前記検出嚢の基準内圧を、十分に高い
値から徐々に減少させてゆき、前記音波センサが検出し
たコロトコフ音の音量が所定の設定値に達したら、前記
基準内圧を一定値に維持させる機能を有する圧力制御手
段と、前記基準内圧が一定値に維持されている間に、前記圧力
センサから連続的に得られる圧力変動の波形を、所定数
記憶するメモリと、前記メモリに記憶されている複数の波形を、各波形の立
ち上がり時点を一致させて重畳する波形重畳手段と、前記波形重畳手段によって重畳された波形を出力する出
力装置と、を備えることを特徴とする脈波変動検出装置。