JPH04288131A - 動脈硬さ観測装置 - Google Patents
動脈硬さ観測装置Info
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- JPH04288131A JPH04288131A JP3077269A JP7726991A JPH04288131A JP H04288131 A JPH04288131 A JP H04288131A JP 3077269 A JP3077269 A JP 3077269A JP 7726991 A JP7726991 A JP 7726991A JP H04288131 A JPH04288131 A JP H04288131A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/48—Other medical applications
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-
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- 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
- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
- A61B5/02233—Occluders specially adapted therefor
- A61B5/02241—Occluders specially adapted therefor of small dimensions, e.g. adapted to fingers
-
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- A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
- A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
- A61B5/02422—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation within occluders
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、動脈脈波の波形観測に
より被検診者の動脈の硬さを非観血に観測する動脈硬さ
観測装置に関する。
より被検診者の動脈の硬さを非観血に観測する動脈硬さ
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。
、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】従来、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、心臓疾患の進行とともに変化する動脈の硬
さを非観血に観測することが難しく、上記動脈の硬さの
情報を心臓疾患等の判断に利用することができないでい
た。動脈の硬さを非観血に観測する方法としては、橈骨
動脈などに応力と歪みの関係を調べるセンサを押し当て
て動脈の硬さを推定する方法が知られている。しかし、
この方法は、動脈と上皮間の組織の影響が強く、不正確
で動脈の硬さを定量化することはできない。
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、心臓疾患の進行とともに変化する動脈の硬
さを非観血に観測することが難しく、上記動脈の硬さの
情報を心臓疾患等の判断に利用することができないでい
た。動脈の硬さを非観血に観測する方法としては、橈骨
動脈などに応力と歪みの関係を調べるセンサを押し当て
て動脈の硬さを推定する方法が知られている。しかし、
この方法は、動脈と上皮間の組織の影響が強く、不正確
で動脈の硬さを定量化することはできない。
【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、動脈の硬さの情報を心臓疾
患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
動脈の硬さを適確に判断できる動脈硬さ観測装置を提供
するものである。
て提案されたものであって、動脈の硬さの情報を心臓疾
患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
動脈の硬さを適確に判断できる動脈硬さ観測装置を提供
するものである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明に係る動脈硬さ観
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動脈硬さ観測情報として出力する出
力手段とを備え、上記第１の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３
の圧力センサによる検出出力信号と上記第２のレベル検
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３の圧力センサによる検出出力信号から
動脈硬さ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。
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動脈硬さ観測情報として出力する出
力手段とを備え、上記第１の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３
の圧力センサによる検出出力信号と上記第２のレベル検
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３の圧力センサによる検出出力信号から
動脈硬さ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】本発明に係る動脈硬さ観測装置では、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
、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動脈
硬さ観測情報として出力する。
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
、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動脈
硬さ観測情報として出力する。
【００１１】
【実施例】以下、本発明に係る動脈硬さ観測装置の一実
施例について、図面に従い詳細に説明する。
施例について、図面に従い詳細に説明する。
【００１２】本発明に係る動脈硬さ観測装置は、例えば
図１に示すように構成される。この図１に示す動脈硬さ
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。
図１に示すように構成される。この図１に示す動脈硬さ
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
１０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
１０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
１７Ａ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
１７Ａ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２
０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２
０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１
６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１
６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
２０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
２０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Ｓ１ ，Ｓ２ ，Ｓ３ の各信号レベルが同時
に低下する。
，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Ｓ１ ，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
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。
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、
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、
【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、被観血に動脈の
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。
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、被観血に動脈の
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。
【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、被観
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、被観
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、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Ｐ
１ −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、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Ｐ
１ −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、被観血に動脈の
硬さ観測情報を得ることができる。
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、被観血に動脈の
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、本発明に係る動脈硬さ観
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、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動脈硬さ観測情報として
得ることができる。そして、上記動脈硬さ観測情報を出
力手段から出力するので、熟練を必要とすることなく非
観血に被検診者の動脈の硬さを適確に判断できる。従っ
て、動脈の硬さの情報を心臓疾患等の判断に利用するこ
とができる。
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、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動脈硬さ観測情報として
得ることができる。そして、上記動脈硬さ観測情報を出
力手段から出力するので、熟練を必要とすることなく非
観血に被検診者の動脈の硬さを適確に判断できる。従っ
て、動脈の硬さの情報を心臓疾患等の判断に利用するこ
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
サによる動脈のの押圧状態を示す断面図である。
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。
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。
２，３，９・・・・圧力センサ
４・・・・・・・出力装置
７・・・・・・・空気袋
９・・・・・・・押圧制御部
１６，１９・・・・・・レベル検出回路１８，２０・・
・ラッチ検出回路 ２１・・・・・・減算器
・ラッチ検出回路 ２１・・・・・・減算器
Claims (1)
- 【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動脈硬さ
観測情報として出力する出力手段とを備え、上記第１の
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３の圧力センサによる検出出力
信号と上記第２の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３の圧力セン
サによる検出出力信号から動脈硬さ観測情報を得るよう
にしたことを特徴とする動脈硬さ観測装置。
Priority Applications (6)
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|---|---|---|---|
| JP3077269A JP3006123B2 (ja) | 1991-03-18 | 1991-03-18 | 動脈硬さ観測装置 |
| KR1019920004291A KR100190943B1 (ko) | 1991-03-18 | 1992-03-16 | 동맥경도 관측장치 |
| US07/851,662 US5365930A (en) | 1991-03-18 | 1992-03-16 | Apparatus for measuring and evaluating blood circulation |
| DE69221654T DE69221654T2 (de) | 1991-03-18 | 1992-03-18 | Gerät zur Ermittlung der Blutströmung |
| EP92400726A EP0506520B1 (en) | 1991-03-18 | 1992-03-18 | Blood flow detection apparatus |
| US08/052,605 US5396895A (en) | 1991-03-18 | 1993-04-27 | Apparatus for simulating blood circulation |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3077269A JP3006123B2 (ja) | 1991-03-18 | 1991-03-18 | 動脈硬さ観測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04288131A true JPH04288131A (ja) | 1992-10-13 |
| JP3006123B2 JP3006123B2 (ja) | 2000-02-07 |
Family
ID=13629132
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3077269A Expired - Lifetime JP3006123B2 (ja) | 1991-03-18 | 1991-03-18 | 動脈硬さ観測装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US5365930A (ja) |
| EP (1) | EP0506520B1 (ja) |
| JP (1) | JP3006123B2 (ja) |
| KR (1) | KR100190943B1 (ja) |
| DE (1) | DE69221654T2 (ja) |
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