JPH0443666B2 - - Google Patents

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JPH0443666B2
JPH0443666B2 JP56501843A JP50184381A JPH0443666B2 JP H0443666 B2 JPH0443666 B2 JP H0443666B2 JP 56501843 A JP56501843 A JP 56501843A JP 50184381 A JP50184381 A JP 50184381A JP H0443666 B2 JPH0443666 B2 JP H0443666B2
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JP
Japan
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cuff
pressure
finger
electronic
air
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JP56501843A
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Barii Uiriamu Hindoman
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NEEDERU SENTORARE ORUGANIZATEIE FUOORU TOEGEPASUTO NATSUURUETENSHAPERIJIKU ONDERUTSUOEKU
Original Assignee
NEEDERU SENTORARE ORUGANIZATEIE FUOORU TOEGEPASUTO NATSUURUETENSHAPERIJIKU ONDERUTSUOEKU
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Filing date
Publication date
Application filed by NEEDERU SENTORARE ORUGANIZATEIE FUOORU TOEGEPASUTO NATSUURUETENSHAPERIJIKU ONDERUTSUOEKU filed Critical NEEDERU SENTORARE ORUGANIZATEIE FUOORU TOEGEPASUTO NATSUURUETENSHAPERIJIKU ONDERUTSUOEKU
Publication of JPS57501063A publication Critical patent/JPS57501063A/ja
Publication of JPH0443666B2 publication Critical patent/JPH0443666B2/ja
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • 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
    • A61B5/022—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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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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
    • A61B5/02427—Details of sensor
    • A61B5/02433—Details of sensor for infrared radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • 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
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/0285—Measuring or recording phase velocity of blood waves

Description

請求の範囲 １ 赤外発信器３および受信器５がその内側の被
測定指１の対向側面に配置された可膨張可撓性カ
フ２と、 前記可膨張カフ２および電子圧力変換器１５の
双方に可撓性チユーブ１４によつて空圧的に接続
された空気充填の圧縮可能な空間１０を組み込
み、これらカフ２、圧縮可能な空間１０、チユー
ブ１４および電子圧力変換器１５の中空空間によ
り１つの完全に閉じた空気充填空間を形成してな
る電気−変圧変換器１８と、 前記発信器３、受信器５、電子圧力変換器１５
および電気−空圧変換器１８に接続された電子回
路２０と、を有し、 全ての動脈血圧波形を再現するようにし、被検
者または患者の絶対動脈血圧を連続的にしかも不
侵入で測定する計器であつて、 測定される指にまで至り、その位置で薄い柔軟
な膜により封止され、水の充填された可撓性チユ
ーブ３１に接続されるとともに心臓の高さに配置
される校正用電子圧力変換器３０からの電気信号
を前記電子圧力変換器からの電気信号に電子的に
加算するようにし、 血圧測定モードにおいては、前記圧縮可能な空
間１０の体積を、十分に早く、しかも体積曲線に
対応する赤外受信器５からの電気信号の瞬時値が
前記指カフ２に覆われている指動脈の無負荷領域
に対応する範囲内に保たれるように変化させるよ
うにした、ことを特徴とする計器。
２ 前記電気−空圧変換器１８の圧縮可能な空間
はベロー１０から成ることを特徴とする請求の範
囲第１項に記載の計器。
３ 前記ベロー１０の圧縮度を、前記電子回路２
０により電気的に駆動されるリニアモータ８によ
つて決定することを特徴とする請求の範囲第１項
または第２項に記載の計器。
４ 前記ベロー１０を、このベロー１０が完全に
圧縮されたときに、該ベロー１０の残余の中空空
気空間の容積が可及的に小さくなるように構成し
たことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の計
器。
５ 前記閉じた空気の充填空間を、電気的に駆動
される開閉空気弁により、大気に対して開放また
は閉止可能としたことを特徴とする請求の範囲第
１項に記載の計器。
６ 前記リニアモータ８の駆動スピゴツト２３が
完全に引き込まれた時の血圧測定の直前、または
この測定モードにおいて閉じられている空気充填
空間内の漏洩により駆動スピゴツト２３が最大外
方位置にまで移動したとき以外において、前記空
気開閉弁を大気に対して閉じるようにし、後者の
状態においては、前記空気開閉弁を前記電子回路
２０により自動的に開放し、漏洩した空気を装置
に補充するのに十分な時間だけ駆動スピゴツト２
３を完全に引き込み、その後、前記空気開閉弁を
再び自動的に閉じて、計器を再び血圧測定モード
に切換える、ことを特徴とする請求の範囲第１
項、第３項および第５項のいずれかに記載の計
器。
７ 前記電気−空圧変換器１８を、周波数調整可
能な電子正弦波発生器に接続し、その正弦波発生
器の周波数を調整して、カフ圧力信号とそれに対
応する（補償されていない）体積曲線との間に45
度の位相遅れを生ずるようにし、この周波数を
2πで分周したものの逆数を前記カフ２に覆われ
た指動脈の粘弾性時定数とするようにして、末梢
動脈の粘弾性時定数を測定することを特徴とする
請求の範囲第１項に記載の計器。
技術分野 この発明は、動脈血圧、そこでは実際の血圧波
形が再現されるが、この動脈血圧の不侵入連続測
定のための計器に関する。
この計器は、光電赤外発信器と受信器とを組み
込んでいる可膨張可撓性の指カフと、前記発信器
および受信器に連結されととともに、電子圧力変
換器も取り付けられている可撓性チユーブによつ
て前記可膨張性カフに連結されている電気−空圧
変換器を制御する電子回路と、さらに前記指カフ
の測定位置に基づく測定誤差を補正するための校
正用電子圧力変換器と、によつて達成される。
背景技術 本発明計器は類似の計器は、請求の範囲１の従
来技術部分の通りに公知である（チエコスロバキ
ア特許133205号）。しかし、この型式で使用され
ている指カフは、光源およびセンサを持つ硬質シ
リンダの中に多くの可膨張性サツク有しており、
前記光源およびセンサは、前記シリンダに、光が
指およびサツクを通つて通過するように、組み込
まれている。
請求の範囲１の従来技術部分の通りに、加圧カ
フの内側で、光電式の光源−センサ対を直接皮膚
に対して配置させるという考え（小型の光源とセ
ンサの出現によつて可能になつた）が、1975年に
ライヒエンバーガー（Reichenberger）等によつ
て提案された（会報“Colloque International
sur les Capteurs Biomedicaux”、パリ、1975
年、A7.5を参照）。
このようなカフは、1978年にオランダのライデ
ン（Wesseling、K.H.：Niet invasieve
vingrbloeddrunkmeter、Boerhaave Lezingen、
Wetenschappelijk rapport afd.Cardiologie、
Academisch Ziekenhuis、Leiden、1978年10月
６日）において、および1979年にオランダのアイ
ンドーフエン（Wesseling、K.H.：
Bloeddrukmeting en een prototype
vingerbloeddrukmeter、Colloquium Meten en
Regeln、Technische Hogescholl Eindhoven、
Afd.der Elektro−techniek en Technische
Nutuurkunde、1976年６月８日）において、弁
および圧縮空気型式の前記計器の実演で展示され
た。
このようなカフは、赤外光源およびセンサーが
組み込まれていることを除けば、実質的には従来
の血圧計カフの小型版である。なお、赤外光の吸
収は、血液の酸素変化またはカフ圧を指に加える
ことに起因する血管外の液体体積における変化に
は感応しない。
この型式のカフ設計においては、光源とセンサ
ーとを皮膚に直接接触させているので、元のチエ
コスロバキアのカフ設計から得られるプレチスモ
グラム（体積曲線；光電センサーからの信号）に
比べて、より大きな体積曲線を得ることができ
る。また、この指との密接と、硬質シリンダの慣
性（および例えば指に関連した動き）の除去とに
より、人為的な動きが実質的に減少される。この
カフは、成人の広範な指サイズに適合する。な
お、子供にはより小さなカフが必要である。この
カフ設計により、カフの空気容積が可能な限り小
さくされる。
なお、このカフの空気容積は、本発明にいられ
るリニアモータのサイズの決定要素である。この
カフの長さは、このカフから動脈壁へ伝達される
圧力の長主方向の分布と、僅かの程度のものであ
るが、光源−センサーのフイールドパターンとを
理論的に考察することによつて、決定される。カ
フの長さを最小４cmとすれば、正確な測定が得ら
れる。
さらに、初期の型式（チエコスロバキア特許
133205号）では、電気−空圧変換器は、圧縮空気
量を制御する電気制御弁から構成されており、前
記圧縮空気は可膨張指カフに流すか、周囲空気中
に漏出される。この形式の電気−空圧変換器で
は、このような計器の操作において幾つかの限定
要因を与える、ということが明らかになつた。と
いうのは、空圧回路内に流れのくびれ部を設ける
必要があり、この流れのくびれ部はカフの膨張速
度を制限し、それゆえ、該計器によつて確実に捕
捉され得る血圧の最速成分を制限するからであ
る。このような制限は、特に、高心拍数および高
脈拍圧における該計器の性能を低下させ、さらに
カフと計器とを連結する可撓性チユーブの最大許
容長さを厳しく制限し、それにより被験者または
患者の動きの自由を制限する。
しかし、このような初期の型式のより大きな欠
点は、その操作が圧縮空気源の利用性に依存して
いる、ということである。この圧縮空気源が金属
容器形態であろうと、大きな圧縮モータであろう
と、前記計器のかかる型式には内蔵されるとは、
考えられない。
特許請求の範囲１の従来技術部分の通りに、液
圧システムを用いる以外は同じ基礎的な原理を用
いる他の計器が公知である（Yamakoshi等、
IEEE Transactions on Biomedical
Engineering、Vol.BME−27、No.３、1980年３月
150〜153）。
しかし、このような液圧装置は、可撓性指カフ
をすべてその特有な利点を活かして使用すること
ができない。というのは、原動機からカフへかな
りな量の水を迅速に移動することが必要であり、
この移動はこの型式のカフが血圧波形に追従する
ために是非とも必要であるからである。このよう
な装置の共振周波数は受け入れられない程に低
い。さらに、この適用では、空気は、動作のため
に、より安全な媒体である。というのは、液圧シ
ステムにおける漏洩は、患者によつて非常に危険
なものとなるからである。
また、かかる計器においては、その測定箇所は
被験者または患者の指であるが、この指が測定時
に、どの程度の高さ位置にあるかによつて、測定
な誤差が生じる。つまり、血圧の発生源は明らか
な心臓であるが、この心臓位置に対して比測定位
置である指の高さ位置が異なつている時には、静
水圧差が生じ、測定血圧に誤差が生じさせる。し
かし、前記従来の型式の計器においては、かかる
誤差については、なんらの注意も払われていな
い。
発明の開示 本発明は、前記従来の計器の問題点を解消した
血圧測定用の計器を提供することを目的にする。
本発明の計器は、 赤外発信器および受信器がその内側の被測定指
の対向側面に配置された可膨張可撓性カフと、 前記可膨張カフおよび電子圧力変換器の双方に
可撓性チユーブによつて空圧的に接続された空気
充填の圧縮可能な空間を組み込み、これらカフ、
チユーブ、圧縮可能な空間および電子圧力変換器
の中空空間により１つの完全に閉じた空気充填空
間を形成してなる電気−変圧変換器と、 前記発信器、受信器、電子圧力変換器および電
気−空圧変換器に接続された電子回路と、を有
し、 全ての動脈血圧波形を再現するようにし、被検
者または患者の絶対動脈血圧を連続的にしかも不
侵入で測定する計器であつて、 測定される指にまで至り、その位置で薄い柔軟
な膜により封止され、水の充填された可撓性チユ
ーブに接続されるとともに心臓の高さに配置され
る校正用電子圧力変換器からの電気信号を前記電
子圧力変換器からの電気信号に電子的に加算する
ようにし、 血圧測定モードにおいては、前記圧縮可能な空
間の体積を、十分に早く、しかも体積曲線に対応
する赤外受信器からの電気信号の瞬時値が前記指
カフに覆われている指動脈の無負荷領域に対応す
る範囲内に保たれるように変化させるようにした
こと、を特徴とするものである。
ここで、前記電気−空圧変換器の圧縮可能な空
間はベローから構成してもよい。
また、前記ベローの圧縮度を、電子回路により
電気的に駆動されるリニアモータによつて決定し
てもよい。
また、前記ベローを、このベローが完全に圧縮
されたときに、該ベローの残余の中空空気空間の
体積が可及的に小さくなるように構成することが
好ましい。
また、前記閉じた空気の充填空間を、電気的に
駆動される空気開閉弁により、大気に対して開放
または閉止可能としてもよい。
また、前記リニアモータの駆動スピゴツトが完
全に引き込まれた時に血圧測定の直前、またはこ
の測定モードにおいて閉じられている空気充填空
間内の漏洩により駆動スピゴツトが最大外方位置
にまで移動したとき以外において、前記空気開閉
弁を大気に対して閉じるようにしてもよく。後者
の状態においては、前記空気開閉弁を電子回路に
より自動的に開放し、漏洩した空気を装置に補充
するのに十分な時間だけ駆動スピゴツトを完全に
引き込み、その後、空気開閉弁を再び自動的に閉
じて、計器を再び血圧測定モードに切換えること
が望ましい。
さらに、前記電気−空圧変換器を、周波数調整
可能な電子正弦波発生器に接続し、その正弦波発
生器の周波数を調整して、カフ圧力信号とそれに
対応する（補償されていない）体積曲線との間に
45度の位相遅れを生ずるようにし、この周波数を
2πで分周したものの逆数を前記カフに覆われた
指動脈の粘弾性時定数とするようにし、これによ
り末梢動脈の粘弾性時定数を測定するこようにし
てもよい。
この型式の電気−空圧変換器は、弁および圧縮
空気型式の変換器より１桁速く動作する。さら
に、本発明により得られる装置の動特性は、先の
型式の装置と異なり、指のサイズおよび動脈圧力
レベルに実質的に依存せず、その結果、必要とす
る電子的補償を著しく簡素化できる。
また、本発明にかかる計器では、測定位置であ
る指がどの高さレベルにあろうとも、測定値に誤
差が生じることがない。これは、本発明の計器に
おける最大の特徴と言えるものである。
さらに、本発明では、カフ圧を発生させるモー
タを、電子回路の一部を形成する電力増幅器によ
り駆動するので、本発明の計器は、主電源と接続
するのみで、後の装置は自蔵とすることができ、
コンパクトで扱いやすい。
【図面の簡単な説明】
第１図は、本発明計器の概略を示すブロツク図
である。本明細書中で記述の機能に付け加えて、
ブロツク７は前面パネルコントロールの“開始”、
“初期化”、“測定”および“ゲイン”を組み込ん
であり、ブロツク１６は心弛緩期および心臓収縮
期の値についての鼓動間のデジタル表示のための
コントロール“心弛緩期”および“心臓収縮期”
を含む。第２図は、電子圧力変換器１５によつて
測定され、指の動脈内の圧力と等しいカフ圧力を
発生させることにより、本発明計器がいかに体積
曲線を基準値に固定するかを示す。基準レベル
は、体積曲線波形において最大のピーク〜ピーク
値を発生するカフ圧力に対する（開ループモード
における）体積曲線の直流レベルに対応する。
発明を実施するための最良の形態 本発明の計器は、無負荷状態の血管壁の原理を
用いる。第１図に示すように、指１は、可膨張可
撓性カフ２により、囲まれる。このカフ２には、
赤外発光ダイオード（LED）３と、赤外光電セ
ンサーダイオード５とが組み込まれている。前記
発光ダイオード３は、発振回路４から高周波電気
インパルスにより励起される。また、前記センサ
ー５は、カフ２が指１に巻き付けられると、前記
発光ダイオード３の直径方向の反対側に位置し、
指１を一旦通り過ぎた後の光のインパルスを受信
する。なお、通常、カフ２は、光源とセンサーと
が指の両側部に位置するように、中指の真中の指
骨に巻き付ける。広域濾波（主電源の雑音や光の
ちらつきを含む全ての外来妨害の除去）後、受信
信号は、復調回路６によつて処理され、補償およ
び電力増幅回路７を通過した後、リニアモータ８
を駆動する。モータ８は、そのプランジヤ２２を
介して、ベロー（圧縮可能な空間）１０の一端に
固定されているプレート９を制御する。前記ベロ
ー１０の他端は第２のプレート１１に固定されて
おり、この第２のプレート１１は、モータ８の外
ケースに４つの取付ポスト１２によつて取り付け
られている。前記リニアモータ８から得られる収
縮力および圧縮力を利用するために、３つのスプ
リング１３が、前記プレート１１を、プランジヤ
２２が前記モータの駆動スピゴツト２３中に挿入
される位置に取り付けられているプレート２１
に、連結するために使われている。このようにし
て、前記モータ８の利用可能な一方向の力がほぼ
２倍になる。しかし、リニアモータ８を駆動する
ために用いられる電力増幅器７およびそれに関連
する電源は、正負双方の電位をモータに供給でき
なければならない、ということは注意すべきであ
る。そして、前記ベロー１０は、可撓性チユーブ
１４により可膨張カフ２に連結されており、ま
た、前記可撓性チユーブ１４には電子圧力変換器
１５が取り付けられ、その取り付けは、ベロー１
０、チユーブ１４、電子圧力変換器１５、および
カフ２の中空空間が一つの完全に閉じた空気充填
空間を形成するように行われている。
本発明では、前記カフ２の圧力を検知するため
の電子圧力変換器１５とは、別にもう一つの小型
の電子圧力変換器３０が使用される。この電子圧
力変換器３０は、カフ２が取り付けられる指１の
高さ位置に基づく測定誤差を校正するためのもの
である。
被検者が横になつていないならば、指１の血圧
は、従来の血圧計または腕の動脈中に挿入したカ
テーテルによつて測定されたものよりかなり異な
る。というのは、座位または立位で測定した場合
は、心臓と指との高さ位置が異なりやすく、心臓
と指との間に静水圧差が生じるからである。この
静水圧差により測定誤差については、従来なんら
解決策が講じられていなかつた。
これに対し、本発明では、測定位置である指１
と血圧発生源である心臓との間の静水圧差は、前
記校正用電子圧力変換器３０により補正する。こ
の変換器３０には、その先端を薄い柔軟な可撓性
の膜により封止され、水が充填された可撓性のチ
ユーブ３１が連結される。計器の使用にあたつて
は、前記校正用電子圧力変換器３０を患者の心臓
の位置に取り付け（例えば、心臓位置のシヤツの
ポケツトに置き）、この校正用の変換器３０に連
結されたチユーブ３１の先端を測定される指に位
置させるとともに、腕に沿つて所定の間隔でテー
プ付けする。そして、この変換器３０からの電気
信号は、電気的に前記内部（カフ圧）変換器１５
の電気信号に加えられ、それにより得られた信号
が心臓レベルに校正した指の血圧に対応すること
になる。
前記校正の本発明計器の動作は次の通りであ
る。
電子回路４からの高周波電気インパルスにより
励起される前記発光ダイオード３は、赤外光イン
パルスの流れを出力する。これらの光インパルス
の振幅は、光電センサーダイオード５からの受信
信号から復調回路６によつて検出されるが、これ
ら光インパルスの振幅は、指動脈の壁が光ビーム
の下で動かなければ、一定であるだけである。こ
のような状態が、特に、前記指動脈の壁が（径方
向および長さ方向）圧迫されていない時に、得ら
れるように努められている（“初期化”の説明を
参照）。電子回路６および７の機能は、ダイナミ
ツクコンプレツサー（電気−空圧変換器）１８を
駆動するリード線１７内の電気信号が前記状態を
もたらすこと、を確実にすることである。なお、
ブロツク７は、初期化回路および制御回路、電力
増幅器、および指動脈とダイナミツクコンプレツ
サー１８／カフ２との連結の電力補償回路を有し
ている。前記状態が支配的になれば、必然的に瞬
時のカフ圧が指動脈内の圧力にほぼ等しくなる。
ダイナミツクコンプレツサー１８は、リニアモ
ータ８、プランジヤー２２、ベロー１０のエンド
プレート９および１１、およびエンドプレート１
１と取付ポスト１２とによりモータ８の外ケース
に固定されているベロー１０と、を有しており、
このダイナミツクコンプレツサー１８は、カフ２
の中空空間１９内に圧力を発生させ、この圧力は
電子圧力変換器１５により測定される。この変換
器１５からの信号は、前記校正用電子圧力変換器
３０からの信号が加えられ、電子回路１６に送ら
れて、電子回路１６により、較正され、鼓動〜鼓
動間の心拡張期および収縮期の値が、同電子回路
１６により、検出されて表示される。プレート１
１と２１を連結しているスプリング１３は、モー
タ８から得られる収縮力を効果的に付加的な圧縮
力に変換することを可能にしており、それによ
り、利用可能な力（つまり、圧力）が、もし、そ
うしなければ得られるであろう力の、ほぼ２倍と
なる。
ダイナミツクコンプレツサー ダイナミツクコンプレツサー１８は、リニアモ
ータ８により圧縮されるベロー１０を有してい
る。このようなモータは、“シエイカーズ
（shakers）”、“バイブレーシヨンエキサイターズ
（vibrationexciters）”、および“バイブレーター
ズ（vibrators）”という名称で市販されている。
これらの名称が示すように、これらは、通常、材
料および構造物の振動試験に用いられている。前
記ベロー１０の直径は、0.5cmのストローク（よ
り小さいレンジの市販ツエイカーのとんどから得
られる標準ストローク）が成人の中指の周りにゆ
るく巻き付けられているカフ２内に300Torrの圧
力を発生することができるように、選ばれた。こ
こで、カフの巻き付けを指の周りにきつく行う
と、指に“予め負荷がかけられている”ことによ
る計器の読み誤りが生じ得る、ということに注意
すべきである。前記ベロー１０は、約3.5cmの外
径を有しており、前記圧力を発生するために約４
Kgの力を必要とする。
前記ベロー１０は、全部圧縮された場合に、そ
の残余空気の空間（デツドスペース）が最小とな
るように、構成されている。というのは、達成可
能なカフ圧（大気圧の数分の１）が、カフ２の容
積とベロー１０のデツドスペースとの総計に対す
るコンプレツサーのストローク容積の比である、
からである。これは、固体ブロツクをベロー１０
中に挿入して存在するどんなデツドスペースをも
占有させることによつて、または、薄い材料から
構成された極く短いベローを用いることによつ
て、達成することができる。本発明計器の本実施
例では、後者の技術を用いた。
前記のような市販のシエイカーから得られる収
縮力と圧縮力を用いるために、３つのスプリング
が付加的な圧縮力をベロー１０に与えるために用
いられた。第１図から明らかなように、取付ポス
ト１２とプランジヤー２２とは、モータ８の全ス
トロークがこれらの長さの何分の一かになるよう
に充分に長く形成されている、ことに注意すべき
である。このようにして、（予め付勢された）ス
プリング１３の力がモータ８の全ストロークに亙
つて大きく変化しなくなり、これは、最適な力変
換に必要な条件となる。これにより、該シエイカ
ーの利用可能な一方向の力（つまり、得ることの
できるカフ圧）が、ほぼ２倍になる。したがつ
て、0.5cmの距離に亙つて少なくとも２Kgのベク
トル力を与えることができるツエイカーは、本装
置の原動機として充分である。しかし、シエイカ
ーを駆動するのに用いられる電力増幅器およびそ
の電源（第１図のブロツク７に含まれている）
は、正負両方の電位を供給できなければならな
い、ことに注意すべきである。
電子補償回路 電子補償回路は、第１図のブロツク７に含まれ
ており、この補償回路は、帯域制限された一次の
高域強調直流結合増幅器と、帯域制限された二次
の高域強調直流結合増幅器とが組み合わされた積
分器（平均血圧の変化を正確に捕捉できる）を有
する。前記一次の高域強調直流結合増幅器は、指
動脈の粘弾性を持つ血管壁の特性を補償するもの
である。また、前記二次の高域強調直流結合増幅
器は、コンプレツサー−カフ組み合わせの二次共
振効果を補償するもので、前記二次共振効果はモ
ータの移動質量、そのサスペンシヨンスプリング
の剛度、および空気が充填されたベローおよびカ
フのコンプライアンスから生じるものである。そ
して、これら増幅器のパラメータはコンプレツサ
ー〜カフ組み合わせのボーデ線図から得られる。
前記コンプレツサー〜カフ組み合わせ品は、弁
および圧縮空気型の電気−空圧変換器とカフとの
組み合わせ品より一層速い動特性を有している。
というのは、後者では、流れのくびれ部を設ける
必要があり、これによつて、カフの膨張可能速
度、すなわち、確実に追跡可能な最も速い血圧成
分が制限されるからである。本発明の型式の電気
−空圧変換器では、先の型式よりほぼ一桁速い。
さらに、本発明で得られる装置の動特性は、実質
的には指のサイズおよび動脈圧のレベルに依存せ
ず、したがつて、必要な電子補償回路をかなり簡
素化できる。
指補償器の折点周波数は、オシロスコープの垂
直板上の体積曲線信号と、水平板上のサインカー
ブ状に変化した指カフ圧とから得られるリサージ
ユ図形（Lissajous figure）から得られた。この
周波数は、５Hzと10Hzとの間に見いだされ、被検
者によつて多少変化したが、前進の動脈部位にお
ける粘弾性を有する血管壁の特性についての実際
の生理学的測定から報告された範囲内にあつた。
実際、この動作モードでの計器の使用は、すなわ
ち、末梢動脈の粘弾性の時定数の推定は、例え
ば、動脈硬化のような疾病のスクリーニングにお
ける臨床学的価値があることを証明できる。
高域周波数の強調における帯域制限は、補償回
路において必要である。というのは、光電センサ
ーダイオードに固有のノイズが過度に増幅されな
いようにするためである。これにより、体積曲線
が固定（clamp）される度合が制限される（誤差
信号がノイズよりも小さいはずはない）。機械的
圧力発生装置の固有共振周波数を高くすればする
ほど、必要な電子高域周波数強調の程度が少なく
なる。これによりノイズの増幅が制限され、その
結果、得られる体積曲線を一層大きく固定するこ
とができる。モータのスプリングサスペンシヨン
は、充分に硬くなければならない。その硬さは、
空気が充填されたベローとカフのコンプライアン
スと組み合わされた時に、過剰の電子高周波数強
調を必要とせずに、しかも300Torrの最大カフ圧
を得ることができる程に、圧力発生装置の共振周
波数が充分に高くなるように、である。空気が充
填されたベローおよびカフのコンプライアンスの
みと組み合わされたモータの移動質量が、既に、
受容可能な程度に高い共振周波数を与えるので、
サスペンシヨンスプリングでは、前記移動質量を
機械的に適切に支持するのに充分に硬いだけが必
要となる。
第２図に示すように、この型の補償では、この
ような補償が含まれない場合に生じる大きな外部
からの振動の発生なしに、体積曲線がその開ルー
プ脈動の一部分に固定され得るように、充分に高
いループゲインが得られる。実際に、本計器の指
血圧を追従する際の有効精度は、（既に）体積曲
線中の小さい脈動によつて示されている場合より
も一層高い。というのは、指動脈の無負荷領域で
は、血管壁を介した小さな圧力変化でさえも、動
脈の横断面に比較的大きな変化をもたらすからで
ある。したがつて、（制御ループを閉じることに
より）該領域における体積曲線の脈動で得られた
減少は、カフ圧と動脈圧との間の一層小さな誤差
を示すものである。また、このことは、ループゲ
イン（前面パネル上の“GAIN”）（誤差、すなわ
ちフイードバツク制御装置における測定波形、の
決定因子）の所定レベルより上では、該ループゲ
インにおける一層の増加は、測定血圧信号の形状
を変化させず、前記信号内に外部からのノイズを
導くのを促すだけである、という事実から知られ
得る。体積曲線が固定される直流値は、次項で説
明するように、最大ピーク〜ピーク間の体積曲線
の波形を生じる間ループのカフ圧から得られる値
に対応する。
基準レベルの調整（“初期化”） 体積曲線が固定される基準レベルは、以下の手
順（“初期化”）と、第１図のブロツク７に含まれ
ている回路および制御とによつて、決定される。
フイードバツクループを開き（前面パネル上の
“初期化”ボタンを押す）、すなわち、ダイナミツ
クコンプレツサーを（補償された）体積曲線から
切り離し、（前面パネルのデジタルデイスプレイ
により表示される）体積曲線のピーク〜ピーク間
振幅が最大となるまで、その駆動ポテンシヤルを
（同様に“初期化”と表示された）前面パネル上
の電位差計により手動で変える。なお、現在市販
されている多数の安価なマイクロプロセツサを用
いれば、この調整を押しボタン操作に簡素化する
ことができる。この“基準調整”回路は、自動的
に体積曲線の直流値に調整し、この値はストアさ
れ、ループが再び閉じた（“測定”ボタンを押す）
時に基準値として使用される。ここで、指動脈の
直径は、指動脈の無負荷領域に対応する値に維持
されるであろうことが判る。
第２図は、ループが閉じられると、血管内圧の
変化に基づく血管内容積のすべての偏差が、カフ
圧の自動調整によつて、瞬時に補償され、したが
つて、前記カフ圧は血管内波形に瞬間的に追従す
る、ことを示している。基準レベルが経時的に直
線的にゆつくり減少する場合に、（閉ループモー
ドにおいて）体積曲線が固定される値は動脈の無
負荷領域に対応することが、判る。カフ圧−体積
曲線関係においては、平坦部が得られ、この平坦
部は動脈の無負荷領域を示している。この平坦部
に対応する基準レベル値の範囲は、カフ圧（開ル
ープモード）か最大ピーク〜ピーク間の体積曲線
波形を与えるように調整される時に生じる体積曲
線の直流値の範囲に等しい。
漏洩の校正 本計器の使用直前に、電源を入れ、操作者は、
“開始”と表示されたボタンを押して、通常は閉
じられている空圧回路の開閉空気弁（第１図には
図示されていない）を開くとともに、ニリアモー
タ８の駆動スピゴツト２３を充分に引き込む。そ
して、カフ２を指１に巻き付け、“初期化”と表
示されたボタンを押し、前記弁を閉じ、ダイナミ
ツクコンプレツサーを、電位差計で制御された電
圧にのみ接続したまま、（補償された）体積曲線
から切り離す。そして、操作者は、電位差計のつ
まみ（同様に“初期化”と表示されている）を、
デジタルデイスプレイが最大を示すまで、回す。
なお、すでに述べたように、この初期化の手順
は、小さいマイクロプロセツサーを用いて押しボ
タン操作に自動化することができる。最後に、
“測定”と表示されているボタンを押して、制御
ループを閉じ、すなわちダイナミツクコンプレツ
サー１８を再び（補償された）体積曲線に接続
し、前記体積曲線の直流値は基準調整回路によつ
てゼロになつており、圧力変換器１５により動脈
血圧が測定される。万一、空圧装置に緩やかな漏
洩があれば、モータ８の駆動スピゴツト２３は、
それでも、体積曲線をゼロに固定するために、
徐々に前方に移動する。しかしながら、前記駆動
スピゴツト２３が最終的にその最大外方位置にま
で至ると（リミツトスイツチにより検知された
時）、電子回路は“開始”を押した場合の状態と
等しい状態を作り出す。すなわち、空気弁が開
き、駆動スピゴツト２３が、漏洩してしまつた空
気を装置に再充填するに充分な時間だけ、充分に
引き込まれ、この時間の後、前記弁は、再び、自
動的に閉じられ、本計器は再び自動的に“測定”
モードに復帰する。通常は、この工程は、１時間
に１回程度起きるだけであり、所要時間は数秒間
だけである。
産業上の利用可能性 以上説明したように、本発明によれば、被検者
への侵襲がなく、コンパクトで、測定位置による
誤差を生じることがない、測定精度の高い血圧測
定用の計器を提供することができる。
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