JPH0458973B2 - - Google Patents
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- JPH0458973B2 JPH0458973B2 JP58056135A JP5613583A JPH0458973B2 JP H0458973 B2 JPH0458973 B2 JP H0458973B2 JP 58056135 A JP58056135 A JP 58056135A JP 5613583 A JP5613583 A JP 5613583A JP H0458973 B2 JPH0458973 B2 JP H0458973B2
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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
- A61B5/02—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
- A61B5/0225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers the pressure being controlled by electric signals, e.g. derived from Korotkoff sounds
- A61B5/02255—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers the pressure being controlled by electric signals, e.g. derived from Korotkoff sounds the pressure being controlled by plethysmographic signals, e.g. derived from optical sensors
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Description
【発明の詳細な説明】
本発明は非観血的な血圧測定、特に最低血圧を
精度良く計測し得る血圧測定装置に関するもので
ある。
精度良く計測し得る血圧測定装置に関するもので
ある。
従来、血圧の間接的計測法は、主としてコロト
コフ音（Ｋ音）を検出する方法が一般に行われて
いる。しかし、Ｋ音の成因機序の確固たる解明が
なされていないことから、電子計測法を用いても
その精度は必ずしも良好とはいえない。
コフ音（Ｋ音）を検出する方法が一般に行われて
いる。しかし、Ｋ音の成因機序の確固たる解明が
なされていないことから、電子計測法を用いても
その精度は必ずしも良好とはいえない。
一方、最近ではＫ音の代りに血圧脈波に伴う圧
迫カフ内の微少圧振動から血圧値を求める振動法
を用いた血圧測定装置もあるが、原理的に平均血
圧測定のみが可能であつて、特に最低血圧測定の
為の理論的根拠は薄いものであつた。
迫カフ内の微少圧振動から血圧値を求める振動法
を用いた血圧測定装置もあるが、原理的に平均血
圧測定のみが可能であつて、特に最低血圧測定の
為の理論的根拠は薄いものであつた。
本発明の目的は、既知の手段で計測される最高
血圧値，平均血圧値と、一心拍に対応した血圧脈
波或は容積脈波に基づいて夫々の最高値，最低
値，平均値及び波形から算出される血圧波形定数
或は容積波形定数とにより精度良く最低血圧値を
求めるようにした血圧測定装置を提供することで
ある。
血圧値，平均血圧値と、一心拍に対応した血圧脈
波或は容積脈波に基づいて夫々の最高値，最低
値，平均値及び波形から算出される血圧波形定数
或は容積波形定数とにより精度良く最低血圧値を
求めるようにした血圧測定装置を提供することで
ある。
以下、本発明を図面に基づいて説明する。
先ず、第１図は、本発明による血圧測定の原理
を説明する為の手指を測定対象とした実験装置の
概要図であり、１は動脈、２は組織、３はカフ、
４は発光素子としての発光ダイオード、５は受光
素子としてのホトトランジスタ、６は血圧を直接
的に測定するトランスジユーサ、７はカフ３を制
御するポンプ、８はポンプ７の制御装置、９はカ
フ３の圧力を測定するトランスジユーサ、１０は
発光ダイオード４の電流制御回路、１１はホトト
ランジスタ５の出力の直流増幅回路、１２はホト
トランジスタ５の出力の交流増幅回路、１３は直
流増幅回路１１の出力と交流増幅回路１２の出力
との比を演算する演算回路である。
を説明する為の手指を測定対象とした実験装置の
概要図であり、１は動脈、２は組織、３はカフ、
４は発光素子としての発光ダイオード、５は受光
素子としてのホトトランジスタ、６は血圧を直接
的に測定するトランスジユーサ、７はカフ３を制
御するポンプ、８はポンプ７の制御装置、９はカ
フ３の圧力を測定するトランスジユーサ、１０は
発光ダイオード４の電流制御回路、１１はホトト
ランジスタ５の出力の直流増幅回路、１２はホト
トランジスタ５の出力の交流増幅回路、１３は直
流増幅回路１１の出力と交流増幅回路１２の出力
との比を演算する演算回路である。
この装置は、手指のカフ３による圧迫部の中央
における血管壁運動を光センサにより直接検出す
るものであつて、カフ３の加減圧に伴う光電脈波
振幅の変化から最高，平均血圧の計測を行う容積
振動装置であり、カフ３直下の測定部位に、発光
ダイオード４とホトトランジスタ５を対向設置し
ている。
における血管壁運動を光センサにより直接検出す
るものであつて、カフ３の加減圧に伴う光電脈波
振幅の変化から最高，平均血圧の計測を行う容積
振動装置であり、カフ３直下の測定部位に、発光
ダイオード４とホトトランジスタ５を対向設置し
ている。
この時、発光ダイオード４による照射光Iiは、
動脈１系，静脈系，組織２の各部で吸収を受け、
透過した光量Ｉがホトトランジスタ５で検出され
る。この系全体にビヤ（Beer）の法則が仮定で
きると、動脈１血管系における血圧動脈に伴う容
積変化ΔVは、 ΔV＝ｋ・ln〔１＋（ΔI／I0）〕 (1) ｋ：動脈血圧の吸収物質の濃度及び吸収係
数により定まる定数 ΔI：心拍に伴う透過光量の変化 I0：ホトトランジスタ５に入射する平均照度 として検出される。また、この時、ΔIがI0に比し
充分小であれば、上記(1)式は、 ΔV≒ｋ・（ΔI／I0） (2) に近似できる。
動脈１系，静脈系，組織２の各部で吸収を受け、
透過した光量Ｉがホトトランジスタ５で検出され
る。この系全体にビヤ（Beer）の法則が仮定で
きると、動脈１血管系における血圧動脈に伴う容
積変化ΔVは、 ΔV＝ｋ・ln〔１＋（ΔI／I0）〕 (1) ｋ：動脈血圧の吸収物質の濃度及び吸収係
数により定まる定数 ΔI：心拍に伴う透過光量の変化 I0：ホトトランジスタ５に入射する平均照度 として検出される。また、この時、ΔIがI0に比し
充分小であれば、上記(1)式は、 ΔV≒ｋ・（ΔI／I0） (2) に近似できる。
第２図は、第１図の装置による方法の妥当性を
モデル血管床で確認したもので、図示のように
ΔVが直線性良好に検出されることがわかる。即
ち、トランスジユーサ６によつて直接検出したも
のと、本法によつて検出したものとの相関係数ｒ
は、ｒ＝0.998であつた。
モデル血管床で確認したもので、図示のように
ΔVが直線性良好に検出されることがわかる。即
ち、トランスジユーサ６によつて直接検出したも
のと、本法によつて検出したものとの相関係数ｒ
は、ｒ＝0.998であつた。
こゝで、圧迫用カフ３の内圧を徐々に増加させ
ると、測定部位の動脈１系ではトランスミユラル
圧（transmural pressure）Pt（平均血圧Pam−
カフ圧迫圧力Pc）が減少する。この時、血管系
の圧力−容積関係の非線形性により、ΔI／I0の振
幅がカフ圧力Pcに応じて増減する。即ち、第３
図に示す如く、ａはトランスジユーサ６による直
接法で記録した血圧曲線であり、最高血圧Pas＝
127mmHgと平均血圧Pam＝88mmHgが検出さ
れ、一方、ｂ，ｃは本法によるカフ圧Pc曲線と、
ΔIとI0の比の曲線であり、このΔI／I0（∝ΔV）脈
波の振幅最大点に対応したカフ圧Pcは平均血圧
Pam（86mmHg）と良く一致し、また脈波消失点
におけるカフ圧Pcは最高血圧Pas（125mmHg）
と一致する。そして、第４図ａ，ｂに示す如く、
直接法で得た最高血圧と間接法の本法による脈波
消失点に対応したカフ圧値に基づく最高血圧の相
関係数ｒは、ｒ＝0.996であり、同じく両法によ
る平均血圧の相関係数ｒは、ｒ＝0.995であつた。
ると、測定部位の動脈１系ではトランスミユラル
圧（transmural pressure）Pt（平均血圧Pam−
カフ圧迫圧力Pc）が減少する。この時、血管系
の圧力−容積関係の非線形性により、ΔI／I0の振
幅がカフ圧力Pcに応じて増減する。即ち、第３
図に示す如く、ａはトランスジユーサ６による直
接法で記録した血圧曲線であり、最高血圧Pas＝
127mmHgと平均血圧Pam＝88mmHgが検出さ
れ、一方、ｂ，ｃは本法によるカフ圧Pc曲線と、
ΔIとI0の比の曲線であり、このΔI／I0（∝ΔV）脈
波の振幅最大点に対応したカフ圧Pcは平均血圧
Pam（86mmHg）と良く一致し、また脈波消失点
におけるカフ圧Pcは最高血圧Pas（125mmHg）
と一致する。そして、第４図ａ，ｂに示す如く、
直接法で得た最高血圧と間接法の本法による脈波
消失点に対応したカフ圧値に基づく最高血圧の相
関係数ｒは、ｒ＝0.996であり、同じく両法によ
る平均血圧の相関係数ｒは、ｒ＝0.995であつた。
この測定法の詳細は、既に下記文献等で報告さ
れている。
れている。
Medical＆Biological Engineering＆
Computing 20，307−313（1982） Medical＆Biological Engineering＆
Computing 20，314−318（1982） 一般に、動脈血管は粘弾性特性，非線形性を有
しており、血管内圧（血圧）Pa波形と容積変化
ΔV波形とは必ずしも一致しない。しかし、第５
図〔ａ：血圧Pa波形図，ｂ：容積変化ΔV波形
図，ｃ：PaとΔVの直線性図〕に示すように、ト
ランスミユラル圧Ptが比較的大きい場合、壁の
粘性挙動は小さく、通常の脈圧範囲では圧力−容
積特性は、±15％程度の誤差を許せば直線近似が
可能である。また、Ptが小さい場合においても、
立上り位相遅れを補正すると同様に圧力−容積特
性のリサージユループを直線化することができ
る。〔ｃ図中点線〕。即ち、脈圧が著しくは大きく
ない場合には、この程度の誤差範囲内で圧波形と
容積波形を一対一対応の関係とみなすことができ
る。
Computing 20，307−313（1982） Medical＆Biological Engineering＆
Computing 20，314−318（1982） 一般に、動脈血管は粘弾性特性，非線形性を有
しており、血管内圧（血圧）Pa波形と容積変化
ΔV波形とは必ずしも一致しない。しかし、第５
図〔ａ：血圧Pa波形図，ｂ：容積変化ΔV波形
図，ｃ：PaとΔVの直線性図〕に示すように、ト
ランスミユラル圧Ptが比較的大きい場合、壁の
粘性挙動は小さく、通常の脈圧範囲では圧力−容
積特性は、±15％程度の誤差を許せば直線近似が
可能である。また、Ptが小さい場合においても、
立上り位相遅れを補正すると同様に圧力−容積特
性のリサージユループを直線化することができ
る。〔ｃ図中点線〕。即ち、脈圧が著しくは大きく
ない場合には、この程度の誤差範囲内で圧波形と
容積波形を一対一対応の関係とみなすことができ
る。
この考えに基づいて、一心拍に対応した血圧脈
波と容積脈波を第６図に示す。
波と容積脈波を第６図に示す。
先ず、血圧脈波においては、ａ図に示す如く、
一心拍における最高値をpas，最低値をpad，平
均値をpam，変化する圧波形をΔp（ｔ），血圧波
形定数をαpとすると、ｐ≡Pad＋Δp（ｔ）だか
ら、平均値Pamは、 Pam＝（１／Ｔ）∫T 0pdt ＝（１／Ｔ）∫T 0（Pad＋Δp（ｔ））dt ＝Pad＋（１／Ｔ）∫T 0Δp（ｔ）dt …(3) ここで（１／Ｔ）∫T 0Δp（ｔ）dt＝（Pas−Pad）
と仮定すると、 Pam＝Pad＋αp・（Pas−Pad） …(4) として表すことができ、上記(4)式より血圧波形定
数αpを、 αp＝（pam−pad）／（pas−pad） (5) として算出する。
一心拍における最高値をpas，最低値をpad，平
均値をpam，変化する圧波形をΔp（ｔ），血圧波
形定数をαpとすると、ｐ≡Pad＋Δp（ｔ）だか
ら、平均値Pamは、 Pam＝（１／Ｔ）∫T 0pdt ＝（１／Ｔ）∫T 0（Pad＋Δp（ｔ））dt ＝Pad＋（１／Ｔ）∫T 0Δp（ｔ）dt …(3) ここで（１／Ｔ）∫T 0Δp（ｔ）dt＝（Pas−Pad）
と仮定すると、 Pam＝Pad＋αp・（Pas−Pad） …(4) として表すことができ、上記(4)式より血圧波形定
数αpを、 αp＝（pam−pad）／（pas−pad） (5) として算出する。
一方、容積脈波においては、ｂ図に示す如く、
一心拍における最高値をvs，最低値をvd，平均
値をvm，変化する容積波形をΔv（ｔ），容積波形
定数αvとすると、Ｖ≡Vd＋ΔV（ｔ）だから、平
均値Vmは、 Vm（１／Ｔ）∫T 0Vdt ＝（１／Ｔ）∫T 0（Vd＋ΔV（ｔ））dt ＝Vd＋（１／Ｔ）∫T 0ΔV（ｔ）dt …(6) ここで（１／Ｔ）∫T 0ΔV（ｔ）dt＝αv（vs−vd）
と仮定すると、 Vm＝vd＋vα・（vs−vd） …(7) として表すことができ、上記(7)式より容積波形定
数αvを、 αv＝（vm−vd）／（vs−vd） (8) として算出する。
一心拍における最高値をvs，最低値をvd，平均
値をvm，変化する容積波形をΔv（ｔ），容積波形
定数αvとすると、Ｖ≡Vd＋ΔV（ｔ）だから、平
均値Vmは、 Vm（１／Ｔ）∫T 0Vdt ＝（１／Ｔ）∫T 0（Vd＋ΔV（ｔ））dt ＝Vd＋（１／Ｔ）∫T 0ΔV（ｔ）dt …(6) ここで（１／Ｔ）∫T 0ΔV（ｔ）dt＝αv（vs−vd）
と仮定すると、 Vm＝vd＋vα・（vs−vd） …(7) として表すことができ、上記(7)式より容積波形定
数αvを、 αv＝（vm−vd）／（vs−vd） (8) として算出する。
第７図は、第１図で示した血管床モデルを用い
て直接測定した血管内圧波形及び光電的に検出し
た容積波形より種々のトランスミユラル圧Pt
（Pam−Pc）に対してのαp，αvを算出した結果
を示したものである。即ち、ａ図に示すように、
αpとαvは、トランスミユラル圧Ptが変化しても
夫々ほゞ一定であり、且つ、±15％程度の誤差内
で比較的良く一致した。従つて、αpを血圧波形
定数，αvを容積波形定数とすることができるこ
とが裏付けられた。
て直接測定した血管内圧波形及び光電的に検出し
た容積波形より種々のトランスミユラル圧Pt
（Pam−Pc）に対してのαp，αvを算出した結果
を示したものである。即ち、ａ図に示すように、
αpとαvは、トランスミユラル圧Ptが変化しても
夫々ほゞ一定であり、且つ、±15％程度の誤差内
で比較的良く一致した。従つて、αpを血圧波形
定数，αvを容積波形定数とすることができるこ
とが裏付けられた。
圧波形と容積波形とが完全に相似である場合に
はαpとαvは等しい値となる。この時、前述の方
法で最高血圧値，平均血圧値が既知であると、最
低血圧値Padは、αpの代わりに間接的に規定され
たαvを用いて、 Pad＝Pam−（Pas−Pam）αv／１−αv (9) として得られる。
はαpとαvは等しい値となる。この時、前述の方
法で最高血圧値，平均血圧値が既知であると、最
低血圧値Padは、αpの代わりに間接的に規定され
たαvを用いて、 Pad＝Pam−（Pas−Pam）αv／１−αv (9) として得られる。
また、血圧波形定数αpは、血圧脈波と血管直
径変化とが良い相似性を示すことを利用し、皮膚
表面の変位を測定することにより血圧脈波形を検
出し、前述９式を用いて、簡便に最低血圧値を求
めることができる。この場合も同様に、最高血圧
値、平均血圧値が既知であると、最低血圧値Pad
は、αPを用いて、 Pad＝Pam−（Pas−Pam）αp／１−αp (10) として得られる。
径変化とが良い相似性を示すことを利用し、皮膚
表面の変位を測定することにより血圧脈波形を検
出し、前述９式を用いて、簡便に最低血圧値を求
めることができる。この場合も同様に、最高血圧
値、平均血圧値が既知であると、最低血圧値Pad
は、αPを用いて、 Pad＝Pam−（Pas−Pam）αp／１−αp (10) として得られる。
そして、(9)，(10)式によつて得られた最低血圧値
は、第７図ｂに示す如く、直接法によつて実測さ
れた値に対して誤差２％以内の良好な精度であつ
た。
は、第７図ｂに示す如く、直接法によつて実測さ
れた値に対して誤差２％以内の良好な精度であつ
た。
以上のように、本発明によれば、既知の最高血
圧値と平均血圧値と、一心拍に対応した血圧脈波
或は容積脈波に基づいて夫々の最高値，最低値，
平均値及び波形から算出される血圧波形定数或は
容積波形定数とにより最低血圧値が精度良く求め
られるものである。
圧値と平均血圧値と、一心拍に対応した血圧脈波
或は容積脈波に基づいて夫々の最高値，最低値，
平均値及び波形から算出される血圧波形定数或は
容積波形定数とにより最低血圧値が精度良く求め
られるものである。
次に、本発明の具体例について説明する。
第８図は上腕動脈部位で血圧脈波を検出するオ
シロメトリツク式血圧測定装置の一実施例であ
る。オシロメトリツク式とは、予想される最高血
圧値より30〜40mmHg高くカフ圧力をかけて血
管を圧縮し、徐々に圧力を下げていくと最初は振
動（脈動幅）が非常に小さく、続いて徐々にその
振幅が大きくなり、最大振幅を示した後、また、
徐々に小さくなつていく。これは、血管の振動が
カフを介して伝達されて生じるものである。そこ
で、脈振幅が急に上昇した点のカフ圧を最高血
圧、振幅が最大となる点のカフ圧を平均血圧、ま
た、振幅が徐々に降下して変化がなくなる手前の
点のカフ圧を最低血圧として求める方式である。
そして２０は上腕、２１は上腕加圧用のカフ、２
２は加圧用のゴム球、２３はカフ圧減圧器、２４
はカフ内圧力を検出する圧力センサ、２５はＡ／
Ｄ変換器、２６は上腕２０とカフ２１との間に挿
入されたゴムよりなる容積の小さい空気袋、２７
は血圧脈波検出センサ（圧力センサ）、２８は波
形定数演算器、２９はシーケンス制御及び最低血
圧値の演算を司るマイクロコンピユータ（以下
CPUと記述する）、３０は表示器である。
シロメトリツク式血圧測定装置の一実施例であ
る。オシロメトリツク式とは、予想される最高血
圧値より30〜40mmHg高くカフ圧力をかけて血
管を圧縮し、徐々に圧力を下げていくと最初は振
動（脈動幅）が非常に小さく、続いて徐々にその
振幅が大きくなり、最大振幅を示した後、また、
徐々に小さくなつていく。これは、血管の振動が
カフを介して伝達されて生じるものである。そこ
で、脈振幅が急に上昇した点のカフ圧を最高血
圧、振幅が最大となる点のカフ圧を平均血圧、ま
た、振幅が徐々に降下して変化がなくなる手前の
点のカフ圧を最低血圧として求める方式である。
そして２０は上腕、２１は上腕加圧用のカフ、２
２は加圧用のゴム球、２３はカフ圧減圧器、２４
はカフ内圧力を検出する圧力センサ、２５はＡ／
Ｄ変換器、２６は上腕２０とカフ２１との間に挿
入されたゴムよりなる容積の小さい空気袋、２７
は血圧脈波検出センサ（圧力センサ）、２８は波
形定数演算器、２９はシーケンス制御及び最低血
圧値の演算を司るマイクロコンピユータ（以下
CPUと記述する）、３０は表示器である。
本実施例による血圧測定は、第９図に示す如
く、先ず、ゴム球２２でカフ２１をふくらまし、
カフ内圧を対象者の最高血圧値以上に上昇させ、
次に、カフ減圧器２３でその内圧を徐々に減圧さ
せる。そして、カフ内圧が徐々に降下し、最高血
圧値となると空気袋２６を通して血圧脈波検出セ
ンサ２７に急峻な出力信号が現われ始める。
CPU２９のシーケンス制御により、この時のカ
フ内圧を、圧力センサ２４の出力をＡ／Ｄ変換し
ているＡ／Ｄ変換器２５の出力状態で最高血圧値
Pasとして計測する。更に、カフ内圧降下に伴つ
て血圧脈波検出センサ２７の出力振幅は、上昇
し、最高振幅に到達した後に減少し始める。この
過程において、同様にCPU２９のシーケンス制
御により、血圧脈波検出センサ２７の各出力発生
時点でのＡ／Ｄ変換器２５の出力状態の書き込
み、消去動作（センサ２７の各出力の発生時点に
おいて、その時の出力の振幅値が事前の出力の振
幅値よりも大きければ、変換器２５の事前の出力
値を消去してその時の出力値を書き込み、事前の
振幅値よりも小さければ、書き込んであつた変換
器２５の出力値をそのまゝ記憶する）の繰り返し
により、血圧脈波の最高振幅時のカフ内圧を平均
血圧値Pamとして計測する。
く、先ず、ゴム球２２でカフ２１をふくらまし、
カフ内圧を対象者の最高血圧値以上に上昇させ、
次に、カフ減圧器２３でその内圧を徐々に減圧さ
せる。そして、カフ内圧が徐々に降下し、最高血
圧値となると空気袋２６を通して血圧脈波検出セ
ンサ２７に急峻な出力信号が現われ始める。
CPU２９のシーケンス制御により、この時のカ
フ内圧を、圧力センサ２４の出力をＡ／Ｄ変換し
ているＡ／Ｄ変換器２５の出力状態で最高血圧値
Pasとして計測する。更に、カフ内圧降下に伴つ
て血圧脈波検出センサ２７の出力振幅は、上昇
し、最高振幅に到達した後に減少し始める。この
過程において、同様にCPU２９のシーケンス制
御により、血圧脈波検出センサ２７の各出力発生
時点でのＡ／Ｄ変換器２５の出力状態の書き込
み、消去動作（センサ２７の各出力の発生時点に
おいて、その時の出力の振幅値が事前の出力の振
幅値よりも大きければ、変換器２５の事前の出力
値を消去してその時の出力値を書き込み、事前の
振幅値よりも小さければ、書き込んであつた変換
器２５の出力値をそのまゝ記憶する）の繰り返し
により、血圧脈波の最高振幅時のカフ内圧を平均
血圧値Pamとして計測する。
また、CPU２９のシーケンス制御により、こ
の平均血圧値の計測後の一定時間後に血圧波形定
数の測定を開始する。この時の血圧脈波検出セン
サ２７の一心拍に対応した出力波形を拡大すると
第１０図のようになる。この波形の零或は所定レ
ベルからの最高振幅値及び最低振幅値を、ピーク
値ホールド及び逆ピーク値ホールド検出動作によ
り最高値pas及び最低値padとして計測し、また
一個の脈波の面積値をＳ（ｐ），脈波の繰り返し時
間をtpとして計測すると、一個の脈波の平均値
pamは、積分動作によりpam＝Ｓ（ｐ）／tpで求
められる。これらの最高値pas，最低値pad及び
平均値pamから波形定数演算器２８で血圧波形定
数αpを、αp＝（pam−pad）／（pas−pad）とし
て求める。
の平均血圧値の計測後の一定時間後に血圧波形定
数の測定を開始する。この時の血圧脈波検出セン
サ２７の一心拍に対応した出力波形を拡大すると
第１０図のようになる。この波形の零或は所定レ
ベルからの最高振幅値及び最低振幅値を、ピーク
値ホールド及び逆ピーク値ホールド検出動作によ
り最高値pas及び最低値padとして計測し、また
一個の脈波の面積値をＳ（ｐ），脈波の繰り返し時
間をtpとして計測すると、一個の脈波の平均値
pamは、積分動作によりpam＝Ｓ（ｐ）／tpで求
められる。これらの最高値pas，最低値pad及び
平均値pamから波形定数演算器２８で血圧波形定
数αpを、αp＝（pam−pad）／（pas−pad）とし
て求める。
なお、この血圧波形定数αpを精度良く求める
ためには、数個の脈波をサンプリングして、各値
を平均化すれば良い。
ためには、数個の脈波をサンプリングして、各値
を平均化すれば良い。
以上の求められた最高血圧値Pas，平均血圧値
Pam及び血圧波形定数αpからCPU２９により演
算して最低血圧値Padを、 Pad＝Pam−（Pas−Pam）αp／１−αp として求める。
Pam及び血圧波形定数αpからCPU２９により演
算して最低血圧値Padを、 Pad＝Pam−（Pas−Pam）αp／１−αp として求める。
そして、これらの最高，平均及び最低血圧値を
表示器３０により表示させるものである。
表示器３０により表示させるものである。
なお、波形定数演算器２８の機能はCPU２９
に持たせるようにすることもできる。
に持たせるようにすることもできる。
上述の実施例は、血圧脈波の検出手段としてカ
フ２１以外に空気袋２６を用いた方法であるが、
簡便の為には、血圧波形定数αpを求める為の検
出手段としてカフ２１自体を利用しても良く、そ
の場合の実施例を第１１図に示す。この場合、
Ａ／Ｄ変換器２５に血圧脈波信号が検出できる高
分解能（例えば12ビツト以上の分解能）のものを
用い、CPU２９の演算機能を用いて前述と同様
に、血圧波形定数αpを求めると共に、最低血圧
値Padが求められるものである。なお、最高血圧
値Pas，平均血圧値Pamの計測は前述と同様であ
る。
フ２１以外に空気袋２６を用いた方法であるが、
簡便の為には、血圧波形定数αpを求める為の検
出手段としてカフ２１自体を利用しても良く、そ
の場合の実施例を第１１図に示す。この場合、
Ａ／Ｄ変換器２５に血圧脈波信号が検出できる高
分解能（例えば12ビツト以上の分解能）のものを
用い、CPU２９の演算機能を用いて前述と同様
に、血圧波形定数αpを求めると共に、最低血圧
値Padが求められるものである。なお、最高血圧
値Pas，平均血圧値Pamの計測は前述と同様であ
る。
また、血圧波形定数を容積脈波定数に置換して
最低血圧値を検出する本発明の他の実施例を第１
２図に示す。これは容積脈波形を光電式容積脈波
形で検出するものであり、３１は発光素子駆動回
路、３２は発光素子としての赤外線発光ダイオー
ド、３３は受光素子としてのホトトランジスタ、
３４は増幅器、フイルタ等からなる受光信号変換
回路である。なお、前実施例と同一符号の説明は
省略している。
最低血圧値を検出する本発明の他の実施例を第１
２図に示す。これは容積脈波形を光電式容積脈波
形で検出するものであり、３１は発光素子駆動回
路、３２は発光素子としての赤外線発光ダイオー
ド、３３は受光素子としてのホトトランジスタ、
３４は増幅器、フイルタ等からなる受光信号変換
回路である。なお、前実施例と同一符号の説明は
省略している。
光電式容積脈波形の検出は、発光素子駆動回路
３１を通して赤外線発光ダイオード３２を上腕動
脈に光が当たるように赤外発光させると、その光
線が上腕動脈内のヘモグロビン等の赤外線吸収物
質によつて影響を受けるので、その光量変化をホ
トトランジスタ３３で検出するものであり、この
時の受光々量が前述の原理説明時に述べたよう
に、上腕血管内の血液量に比例する現象を利用す
るものである。
３１を通して赤外線発光ダイオード３２を上腕動
脈に光が当たるように赤外発光させると、その光
線が上腕動脈内のヘモグロビン等の赤外線吸収物
質によつて影響を受けるので、その光量変化をホ
トトランジスタ３３で検出するものであり、この
時の受光々量が前述の原理説明時に述べたよう
に、上腕血管内の血液量に比例する現象を利用す
るものである。
この時検出される容積脈波形を用いて、前述の
第８図乃至第１０図と同様の手法で血圧値を求め
るもので、容積脈波形とカフ圧センサ出力から最
高血圧値Pas，平均血圧値Pamを計測し、また第
１３図に示すように、一心拍に対応した容積脈波
形から最高振幅値，最低振幅値を夫々最高値vs，
最低値vdとして計測し、更に一個の脈波面積値
をＳ（ｖ），脈波の繰り返し時間をtvとして計測す
ることにより、一個の脈波の平均値vmは、vm＝
Ｓ（ｖ）／tvで求められる。
第８図乃至第１０図と同様の手法で血圧値を求め
るもので、容積脈波形とカフ圧センサ出力から最
高血圧値Pas，平均血圧値Pamを計測し、また第
１３図に示すように、一心拍に対応した容積脈波
形から最高振幅値，最低振幅値を夫々最高値vs，
最低値vdとして計測し、更に一個の脈波面積値
をＳ（ｖ），脈波の繰り返し時間をtvとして計測す
ることにより、一個の脈波の平均値vmは、vm＝
Ｓ（ｖ）／tvで求められる。
これらの最高値vs，最低値vd，平均値vmから
容積波形定数αvを、 αv＝vm−vd／vs−vd として求める。
容積波形定数αvを、 αv＝vm−vd／vs−vd として求める。
なお、数個の容積脈波をサンプリングすること
により容積波形定数の精度を向上させることがで
きることは前述と同様である。
により容積波形定数の精度を向上させることがで
きることは前述と同様である。
以上求められた最高血圧値Pas，平均血圧値
Pam及び容積波形定数αvから最低血圧値Padを、 Pad＝Pam−（Pas−Pam）αv／１−αv として求める。
Pam及び容積波形定数αvから最低血圧値Padを、 Pad＝Pam−（Pas−Pam）αv／１−αv として求める。
そして、これらの最高，平均及び最低血圧値を
表示器３０により表示させるものである。
表示器３０により表示させるものである。
なお、上記各値の計測，演算は、CPU２９に
より簡単にできる。
より簡単にできる。
また、上述の最高値vs，最低値vd，平均値
vm，容積波形定数αv或は最高値pas，最低値
pad，平均値pam，血圧波形定数αpは、実測値と
の差に対応して、夫々必要に応じ比例係数を乗じ
て取り扱うようにすることもできるものである。
vm，容積波形定数αv或は最高値pas，最低値
pad，平均値pam，血圧波形定数αpは、実測値と
の差に対応して、夫々必要に応じ比例係数を乗じ
て取り扱うようにすることもできるものである。
更に、容積脈波検出方式は、本実施例の光電式
のほか、インピーダンス・プレチスモ方式，液体
または気体を用いる容積プレチスモ法を用いても
同様に容積波形定数αvが求められる。
のほか、インピーダンス・プレチスモ方式，液体
または気体を用いる容積プレチスモ法を用いても
同様に容積波形定数αvが求められる。
更にまた、夫々の実施例で血圧測定部位を総て
上腕動脈部としているが、カフ加圧による血圧測
定が行える他の上，下肢、指先等の部位でも本発
明は実施できる。
上腕動脈部としているが、カフ加圧による血圧測
定が行える他の上，下肢、指先等の部位でも本発
明は実施できる。
以上の如く、本発明の血圧測定装置は各血圧脈
波において固有の値を示す血圧波形定数或は容積
波形定数を設定し、最高血圧値と平均血圧値との
関係から最低血圧値を演算するものであつて、直
接法による実測値に対し、本発明の間接法による
モデル血管床での計測値が精度良く合致すること
が確認され、頗る有効なものである。
波において固有の値を示す血圧波形定数或は容積
波形定数を設定し、最高血圧値と平均血圧値との
関係から最低血圧値を演算するものであつて、直
接法による実測値に対し、本発明の間接法による
モデル血管床での計測値が精度良く合致すること
が確認され、頗る有効なものである。
第１図は本発明の原理を説明する実験装置の概
要図、第２図は直接法で得た血管内容積変化と本
法による間接法で得た容積変化の相関々係を示し
た説明図、第３図ａは直接法で記録した血圧曲線
図、同ｂはカフ内圧曲線と脈波振幅曲線の関係説
明図、第４図ａは直接法で得た最高血圧と本法に
よる間接法で得た最高血圧との相関々係を示した
説明図、同ｂは直接法で得た平均血圧と本法によ
る間接法で得た平均血圧との相関々係を示した説
明図、第５図は各トランスミユラル圧PTにおけ
る血圧波形Paと容積波形ΔVの直線性を示した説
明図、第６図ａは一心拍に対応した血圧波形Δp
の説明図、同ｂは一心拍に対応した容積波形Δv
の説明図、第７図ａは血圧波形定数αp及び容積
波形定数αvの誤差状態を示した説明図、同ｂは
最低血圧値の誤差状態を示した説明図、第８図は
本発明の一実施例を示した説明図、第９図はカフ
内圧変化と血圧脈波の発生状態から最高血圧と平
均血圧を計測する関係を示した説明図、第１０図
は血圧脈波の一心拍の波形を拡大して示した説明
図、第１１図及び第１２図は夫々本発明の他の実
施例を示した説明図、第１３図は容積脈波の一心
拍の波形を拡大して示した説明図である。 １……動脈、２……組織、３，２１……カフ、
４，３２……発光ダイオード、５，３３……ホト
トランジスタ、６，９……トランスジユーサ、
７，２２……ポンプ、８……制御装置、１０……
電流制御回路、１１……直流増幅回路、１２……
交流増幅回路、１３……演算回路、２３……カフ
圧減圧器、２４……圧力センサ、２５……Ａ／Ｄ
変換器、２６……空気袋、２７……血圧脈波検出
センサ、２８……波形定数演算器、２９……マイ
クロコンピユータ、３０……表示器、３１……発
光素子駆動回路、３４……受光信号変換回路。
要図、第２図は直接法で得た血管内容積変化と本
法による間接法で得た容積変化の相関々係を示し
た説明図、第３図ａは直接法で記録した血圧曲線
図、同ｂはカフ内圧曲線と脈波振幅曲線の関係説
明図、第４図ａは直接法で得た最高血圧と本法に
よる間接法で得た最高血圧との相関々係を示した
説明図、同ｂは直接法で得た平均血圧と本法によ
る間接法で得た平均血圧との相関々係を示した説
明図、第５図は各トランスミユラル圧PTにおけ
る血圧波形Paと容積波形ΔVの直線性を示した説
明図、第６図ａは一心拍に対応した血圧波形Δp
の説明図、同ｂは一心拍に対応した容積波形Δv
の説明図、第７図ａは血圧波形定数αp及び容積
波形定数αvの誤差状態を示した説明図、同ｂは
最低血圧値の誤差状態を示した説明図、第８図は
本発明の一実施例を示した説明図、第９図はカフ
内圧変化と血圧脈波の発生状態から最高血圧と平
均血圧を計測する関係を示した説明図、第１０図
は血圧脈波の一心拍の波形を拡大して示した説明
図、第１１図及び第１２図は夫々本発明の他の実
施例を示した説明図、第１３図は容積脈波の一心
拍の波形を拡大して示した説明図である。 １……動脈、２……組織、３，２１……カフ、
４，３２……発光ダイオード、５，３３……ホト
トランジスタ、６，９……トランスジユーサ、
７，２２……ポンプ、８……制御装置、１０……
電流制御回路、１１……直流増幅回路、１２……
交流増幅回路、１３……演算回路、２３……カフ
圧減圧器、２４……圧力センサ、２５……Ａ／Ｄ
変換器、２６……空気袋、２７……血圧脈波検出
センサ、２８……波形定数演算器、２９……マイ
クロコンピユータ、３０……表示器、３１……発
光素子駆動回路、３４……受光信号変換回路。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ カフ内の圧力を加減圧することによつてカフ
圧力を調整するカフ圧調整手段と、カフ内の圧力
及び血圧脈波形を検出する圧力センサと、前記圧
力センサからの出力データに基づいて最高血圧、
平均血圧及び最低血圧を演算処理する演算処理部
と、前記演算処理部の処理したデータを表示する
表示部とを備え、 前記演算処理部では、 圧力センサにより検出された最高血圧値Pas及
び平均血圧Pamと、 血圧脈波の一心拍に対応した波形における最高
値Pas，最低値Pad，平均値Pamから血圧波形定
数αpを αp＝（Pam−Pad）／（Pas−Pad） の関係式により規定し、 最低血圧値Padを Pad＝Pam−（Pas−Pam）・αp／（１−αp） の関係式により算出することを特徴とする血圧測
定装置。 ２ 前記最高値Pas，最低値Pad，平均値Pam及
び血圧波形定数αpの少なくとも一つは、比例係
数を乗じたものであることを特徴とする特許請求
の範囲第１項記載の血圧測定装置。 ３ カフ内の圧力を加減圧することによつてカフ
圧力を調整するカフ圧調整手段と、カフ内の圧力
を検出する圧力センサと、カフに設けられた血圧
脈波形検出センサと、前記圧力センサからの出力
データに基づいて最高血圧、平均血圧及び最低血
圧を演算処理する演算処理部と、前記演算処理部
の処理したデータを表示する表示部とを備え、 前記演算処理部では、 圧力センサにより検出された最高血圧値Pas及
び平均血圧Pamと、 血圧脈波の一心拍に対応した波形における最高
値Pas，最低値Pad，平均値Pamから血圧波形定
数αpを αP＝（Pam−Pad）／（Pas−Pad） の関係式により規定し、 最低血圧値Padを Pad＝Pam−（Pas−Pam）・αp／（１−αp） の関係式より算出することを特徴とする血圧測定
装置。 ４ 前記最高値Pas，最低値Pad，平均値Pam及
び血圧波形定数αpの少なくとも一つは、比例係
数を乗じたものであることを特徴とする特許請求
の範囲第３項記載の血圧測定装置。 ５ カフ内の圧力を加減圧することによつてカフ
圧力を調整するカフ圧調整手段と、カフ圧内の圧
力を検出する圧力センサと、カフに設けられた容
積脈波形検出センサと、前記圧力センサからの出
力データに基づいて最高血圧、平均血圧及び最低
血圧を演算処理する演算処理部と、前記演算処理
部の処理したデータを表示する表示部とを備え、 前記演算処理部では、 圧力センサにより検出された最高血圧値Pas及
び平均血圧値Pamと、 容積脈波の一心拍に対応した波形における最高
値vs，最低値vd，平均値vmから容積波形定数αv
を αv＝（vm−vd）／（vs−vd） の関係式により規定し、 最低血圧値Padを Pad＝Pam−（Pas−Pam）・αv／（１−αv） の関係式より算出することを特徴とする血圧測定
装置。 ６ 前記最高値vs，最低値vd，平均値vm及び容
積波形定数αvの少なくとも一つは、比例係数を
乗じたものであることを特徴とする特許請求の範
囲第５項記載の血圧測定装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58056135A JPS59181129A (ja) | 1983-03-31 | 1983-03-31 | 血圧測定装置 |
| US06/594,353 US4597393A (en) | 1983-03-31 | 1984-03-28 | Arterial pressure measuring apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58056135A JPS59181129A (ja) | 1983-03-31 | 1983-03-31 | 血圧測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59181129A JPS59181129A (ja) | 1984-10-15 |
| JPH0458973B2 true JPH0458973B2 (ja) | 1992-09-21 |
Family
ID=13018627
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58056135A Granted JPS59181129A (ja) | 1983-03-31 | 1983-03-31 | 血圧測定装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4597393A (ja) |
| JP (1) | JPS59181129A (ja) |
Families Citing this family (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0154995B1 (en) * | 1984-03-13 | 1990-09-19 | Omron Tateisi Electronics Co. | Device for measuring blood pressure |
| JPS61128939A (ja) * | 1984-11-26 | 1986-06-17 | オムロン株式会社 | 電子血圧計 |
| JPS62292139A (ja) * | 1986-06-12 | 1987-12-18 | オムロン株式会社 | 電子血圧計 |
| US4726382A (en) * | 1986-09-17 | 1988-02-23 | The Boc Group, Inc. | Inflatable finger cuff |
| US4799491A (en) * | 1986-11-06 | 1989-01-24 | Sri International | Blood pressure monitoring method and apparatus |
| DE3787725T2 (de) * | 1986-12-25 | 1994-02-03 | Colin Electronics | Blutdruckregelungssystem. |
| US4821734A (en) * | 1987-04-21 | 1989-04-18 | Nihon Seimitsu Sokki Co., Ltd. | Sphygmomanometer |
| EP0298620A1 (en) * | 1987-07-06 | 1989-01-11 | The BOC Group, Inc. | Blood pressure monitoring methods and apparatus |
| US4889133A (en) * | 1988-05-25 | 1989-12-26 | Protocol Systems, Inc. | Method for noninvasive blood-pressure measurement by evaluation of waveform-specific area data |
| US5140990A (en) * | 1990-09-06 | 1992-08-25 | Spacelabs, Inc. | Method of measuring blood pressure with a photoplethysmograph |
| US5282467A (en) * | 1992-08-13 | 1994-02-01 | Duke University | Non-invasive method for detecting deep venous thrombosis in the human body |
| US6178342B1 (en) * | 1993-09-09 | 2001-01-23 | Vasamedics | Surface perfusion pressure monitoring system |
| US6517495B1 (en) * | 2001-09-10 | 2003-02-11 | Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. | Automatic indirect non-invasive apparatus and method for determining diastolic blood pressure by calibrating an oscillation waveform |
| JP4839179B2 (ja) * | 2006-10-18 | 2011-12-21 | 敏明 中島 | 治療システム、治療装置、制御方法 |
| US20080200785A1 (en) * | 2006-12-11 | 2008-08-21 | Cnsystems Medizintechnik Gmbh | Device for Continuous, Non-invasive Measurement of Arterial Blood Pressure and Uses Thereof |
| US10413349B2 (en) * | 2011-03-04 | 2019-09-17 | Covidien Lp | System and methods for identifying tissue and vessels |
| AT512304B1 (de) | 2012-05-31 | 2013-07-15 | Cnsystems Medizintechnik Ag | Verfahren und Vorrichtung zur kontinuierlichen, nicht-invasiven Bestimmung des Blutdruckes |
| EP2904968B1 (en) | 2012-10-04 | 2017-05-10 | Sapporo Medical University | Finger arteriolar dilatability testing method, finger arteriolar dilatability testing device, and finger arteriolar dilatability testing program |
| CN107708534B (zh) * | 2015-04-08 | 2021-04-30 | 尼普洛株式会社 | 血压测量装置 |
| CN113545762B (zh) * | 2020-04-23 | 2023-12-19 | 疆域康健创新医疗科技成都有限公司 | 血压测量方法和血压测量装置 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US2826191A (en) * | 1955-12-30 | 1958-03-11 | Canadian Patents Dev | Measurements of blood pressure |
| US3585987A (en) * | 1967-08-11 | 1971-06-22 | Bofors Ab | Method for automatic continuous measuring and recording of blood pressure and arrangements for executing said method |
| US4030485A (en) * | 1974-11-12 | 1977-06-21 | Glenfield Warner | Method and apparatus for continuously monitoring systolic blood pressure |
| SU876105A1 (ru) * | 1980-02-29 | 1981-10-30 | Войсковая Часть 26266 | Способ определени кров ного давлени |
| JPS57120009U (ja) * | 1981-01-19 | 1982-07-26 | ||
| US4427013A (en) * | 1981-01-29 | 1984-01-24 | C.R. Bard, Inc. | Apparatus and method for measuring blood pressure |
-
1983
- 1983-03-31 JP JP58056135A patent/JPS59181129A/ja active Granted
-
1984
- 1984-03-28 US US06/594,353 patent/US4597393A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4597393A (en) | 1986-07-01 |
| JPS59181129A (ja) | 1984-10-15 |
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