JPH0571248B2 - - Google Patents
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- JPH0571248B2 JPH0571248B2 JP59240400A JP24040084A JPH0571248B2 JP H0571248 B2 JPH0571248 B2 JP H0571248B2 JP 59240400 A JP59240400 A JP 59240400A JP 24040084 A JP24040084 A JP 24040084A JP H0571248 B2 JPH0571248 B2 JP H0571248B2
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Links
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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
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は収縮期、弛緩期および平均血圧を測定
する装置に関する。専門の観察者は、血圧の変動
を測定した後で表示される波形を、かなりな正確
さで解釈できる。しかしながら、収縮期血圧およ
び弛緩期血圧をそれぞれ一つの数で表わすことが
はるかに望ましい場合がある。或る器機では、収
縮期血圧は５秒間隔で最高血圧となるが、これは
呼吸変動が激しいときには読みがあまりにも高く
なり、読みは観察した波形とはあまり良い相関が
あるとは思えないように変動する。更に最近のモ
ニタでは、収縮期および弛緩期検出器は心電計と
同期し心拍ごとに更新されそしてわずかにろ過さ
れる。数字は呼吸に基づいて発生されるので、正
しい血圧を推定するためにはユーザは精神を安定
にしなければならない。マイクロプロセツサの出
現とともに、データろ過技術がいろいろ利用され
てきたが、これらは過去の経歴に基づいている。
すなわち前述技術がある人工的影響をかなりな量
だけ減らすに充分ならば、実際の圧力の急激な変
化に対する応答はあまりにも遅くなるということ
に依存してきた。更に、収縮期、弛緩期、および
平均圧力は、たとえ同じ要因に関連する場合で
も、対応しない変動現象を出力するように別々に
処理されてきた。他のモニタでは心電計またはプ
レチスモグラフ分離器が必要である。
する装置に関する。専門の観察者は、血圧の変動
を測定した後で表示される波形を、かなりな正確
さで解釈できる。しかしながら、収縮期血圧およ
び弛緩期血圧をそれぞれ一つの数で表わすことが
はるかに望ましい場合がある。或る器機では、収
縮期血圧は５秒間隔で最高血圧となるが、これは
呼吸変動が激しいときには読みがあまりにも高く
なり、読みは観察した波形とはあまり良い相関が
あるとは思えないように変動する。更に最近のモ
ニタでは、収縮期および弛緩期検出器は心電計と
同期し心拍ごとに更新されそしてわずかにろ過さ
れる。数字は呼吸に基づいて発生されるので、正
しい血圧を推定するためにはユーザは精神を安定
にしなければならない。マイクロプロセツサの出
現とともに、データろ過技術がいろいろ利用され
てきたが、これらは過去の経歴に基づいている。
すなわち前述技術がある人工的影響をかなりな量
だけ減らすに充分ならば、実際の圧力の急激な変
化に対する応答はあまりにも遅くなるということ
に依存してきた。更に、収縮期、弛緩期、および
平均圧力は、たとえ同じ要因に関連する場合で
も、対応しない変動現象を出力するように別々に
処理されてきた。他のモニタでは心電計またはプ
レチスモグラフ分離器が必要である。
最も困難な問題のひとつは、肺動脈圧を測定し
ているときのように、血圧の変動が大きい状態で
信頼できる圧力値を得ることである。というのは
吸気と呼気との影響が非常に大きいからである。
この場合には、平均圧力の心拍間の変動は平均値
自身よりしばしば大きい。肺動脈圧を読む最も良
い時刻は呼気の終り（このとき通気路の圧力が小
さく安定する状態が最も起こりそうに思われる）
であるということが一般に言われている。この時
期に起こる心拍を見分けることは実質的に可能で
はあるが、それを分離できるモニタを設計するの
は容易ではない。この問題に対する一つの方法
は、三つの圧力のそれぞれを独立に処理し、任意
のピーク値に与える重みをその指数平均からの偏
差に反比例させることである。これによつて重み
が大きすぎる場合に得られる平均と同じほど一致
する圧力が得られる。この方法および同様な方法
は脈拍がほとんど無いかまたはまつたく無いとき
には有効ではない。
ているときのように、血圧の変動が大きい状態で
信頼できる圧力値を得ることである。というのは
吸気と呼気との影響が非常に大きいからである。
この場合には、平均圧力の心拍間の変動は平均値
自身よりしばしば大きい。肺動脈圧を読む最も良
い時刻は呼気の終り（このとき通気路の圧力が小
さく安定する状態が最も起こりそうに思われる）
であるということが一般に言われている。この時
期に起こる心拍を見分けることは実質的に可能で
はあるが、それを分離できるモニタを設計するの
は容易ではない。この問題に対する一つの方法
は、三つの圧力のそれぞれを独立に処理し、任意
のピーク値に与える重みをその指数平均からの偏
差に反比例させることである。これによつて重み
が大きすぎる場合に得られる平均と同じほど一致
する圧力が得られる。この方法および同様な方法
は脈拍がほとんど無いかまたはまつたく無いとき
には有効ではない。
そこで本発明の一つの特徴の要点を以下に記す
式によつて示す。ここで、Si、Di、Miはそれぞれ
現在の心拍の最大、最少、平均圧力を示し、
Si-1、Di-1、Mi-1はそれぞれすぐ前の心拍の最
大、最少、平均圧力を示す。i、i、iはそれ
ぞれ現在の心拍に対して表示されるべき収縮期圧
力、弛緩期圧力、平均圧力を表す重み付けされた
値を示し、i-1、i-1、i-1はそれぞれすぐの
前の心拍に対して表示されるべき収縮期圧力、弛
緩期圧力、平均圧力を表す重み付けされた値を示
す。KiはMiとMi-1との間の絶対差である。
式によつて示す。ここで、Si、Di、Miはそれぞれ
現在の心拍の最大、最少、平均圧力を示し、
Si-1、Di-1、Mi-1はそれぞれすぐ前の心拍の最
大、最少、平均圧力を示す。i、i、iはそれ
ぞれ現在の心拍に対して表示されるべき収縮期圧
力、弛緩期圧力、平均圧力を表す重み付けされた
値を示し、i-1、i-1、i-1はそれぞれすぐの
前の心拍に対して表示されるべき収縮期圧力、弛
緩期圧力、平均圧力を表す重み付けされた値を示
す。KiはMiとMi-1との間の絶対差である。
(1) i＝i-1＋（Si）−（Si-1）／Ki
(2) i＝i-1＋（Di）−（Di-1）／Ki
(3) i＝i-1＋（Mi）−（Mi-1）／Ki
(4) Ki＝Ｆ｜Mi−Mi-1｜
非常に重要なことは重み係数Kiは収縮期、弛緩
期、および平均圧力について同じであることであ
る。そのわけはこの因子がこれら圧力を互いに無
関係にではなく一方が予期するような仕方で変化
させるからである。
期、および平均圧力について同じであることであ
る。そのわけはこの因子がこれら圧力を互いに無
関係にではなく一方が予期するような仕方で変化
させるからである。
MiとMi-1との値は移動平均から求めることが
できるが、本発明の重要な特徴はこれらの値が現
在の心拍と前の心拍との実際の平均圧力であると
いうことである。したがつて、平均圧力が移動平
均である場合のようにその対の前の複数の心拍で
はなく、各連続する１対の心拍が重み係数を支配
する。このことは呼気の終りに発生する心拍、す
なわち、最も代表的であると考えられる心拍が、
他の心拍よりはるかに大きな影響をすべての圧力
に及ぼすだろうということを意味する。なぜなら
ばこれらの平均圧力はほとんど同じであるからで
ある。本システムは生理学的パラメータと親密に
結びついているから数学的平滑化アルゴリズム以
上のものである。
できるが、本発明の重要な特徴はこれらの値が現
在の心拍と前の心拍との実際の平均圧力であると
いうことである。したがつて、平均圧力が移動平
均である場合のようにその対の前の複数の心拍で
はなく、各連続する１対の心拍が重み係数を支配
する。このことは呼気の終りに発生する心拍、す
なわち、最も代表的であると考えられる心拍が、
他の心拍よりはるかに大きな影響をすべての圧力
に及ぼすだろうということを意味する。なぜなら
ばこれらの平均圧力はほとんど同じであるからで
ある。本システムは生理学的パラメータと親密に
結びついているから数学的平滑化アルゴリズム以
上のものである。
Ｆが定数であると、２以上10以下の値が非常に
具合のよいことがわかつているが、得られる結果
の精度を上げるようにＦを心拍パターンと共に変
えさせることもできる。
具合のよいことがわかつているが、得られる結果
の精度を上げるようにＦを心拍パターンと共に変
えさせることもできる。
二つの平均圧力、MiとMi-1と、が同じなら、
Kiは０になり圧力は無限大になるので、Kiに対
するある下限を定めるのがよいことは明らかであ
る。２という値が満足であることはわかつている
が他の値を使用することもできる。２という値は
現在の心拍および以前の複数個の心拍の平均に対
して同じ重みを与える。他方、波形が非常に不安
定な場合は、Kiに或る上限を設ける方が良いよ
うに適当な割合で更新するのが望ましい。30とい
う値が具合がよいことがわかつているが、他の値
を使用することもできる。
Kiは０になり圧力は無限大になるので、Kiに対
するある下限を定めるのがよいことは明らかであ
る。２という値が満足であることはわかつている
が他の値を使用することもできる。２という値は
現在の心拍および以前の複数個の心拍の平均に対
して同じ重みを与える。他方、波形が非常に不安
定な場合は、Kiに或る上限を設ける方が良いよ
うに適当な割合で更新するのが望ましい。30とい
う値が具合がよいことがわかつているが、他の値
を使用することもできる。
本発明の他の特徴は肺動脈圧力波を示す第１図
と動脈圧力波を示す第２図とを参照することによ
り、更に容易に理解することができる。ここでＩ
は吸気、Ｅは呼気を示している。第１図において
肺動脈圧力波は一定のパルス圧力と通気路圧力と
の算術和である思われる。トランスジユーサは通
気路圧力ではなく大気圧を基準とするので呼吸変
動が観察される。肺動脈と胸腔との間の圧力差を
測定するならば、観察された貫壁圧力は呼吸成分
をほとんど含まない。
と動脈圧力波を示す第２図とを参照することによ
り、更に容易に理解することができる。ここでＩ
は吸気、Ｅは呼気を示している。第１図において
肺動脈圧力波は一定のパルス圧力と通気路圧力と
の算術和である思われる。トランスジユーサは通
気路圧力ではなく大気圧を基準とするので呼吸変
動が観察される。肺動脈と胸腔との間の圧力差を
測定するならば、観察された貫壁圧力は呼吸成分
をほとんど含まない。
この種の呼吸変動は人工的なものである。すな
わち、これは血液動力学的状態の基本的変化では
なく圧力測定の誤差から生ずる。測定誤差は通気
路圧力が低く且つ比較的安定している波形部分を
選ぶことにより減らすことができる。
わち、これは血液動力学的状態の基本的変化では
なく圧力測定の誤差から生ずる。測定誤差は通気
路圧力が低く且つ比較的安定している波形部分を
選ぶことにより減らすことができる。
呼吸変動の他の形が第２図に示されている。こ
こではパルス圧力が呼吸に強く関係しているのが
見られる。呼気のはじめに、パルスは小さい。パ
ルスは肺換気の呼気相にわたつて徐々に大きくな
つている。その後、通気管が次の心拍を伝えると
き、パルス振幅が減少するのが見られる。
こではパルス圧力が呼吸に強く関係しているのが
見られる。呼気のはじめに、パルスは小さい。パ
ルスは肺換気の呼気相にわたつて徐々に大きくな
つている。その後、通気管が次の心拍を伝えると
き、パルス振幅が減少するのが見られる。
この影響は心臓の右側の圧力よりも動脈圧で最
も容易に見られる。通気路圧力は血圧波形に加わ
るのではなく変調するように現われる。この種の
呼吸変動を起こす上でいくつかのメカニズムが関
係している。一つは胸部圧力が上つたときの右心
房への静脈戻りの減少である。もう一つは機械的
換気の吸気の間に、心臓の周りの圧力が上がるた
め充填容積が減ることである。その機構は複雑で
あるが、正味の影響は、パルス圧力の変調とし
て、最もありそうなのは呼吸サイクルを通じての
ストローク容積の変化として現れる。
も容易に見られる。通気路圧力は血圧波形に加わ
るのではなく変調するように現われる。この種の
呼吸変動を起こす上でいくつかのメカニズムが関
係している。一つは胸部圧力が上つたときの右心
房への静脈戻りの減少である。もう一つは機械的
換気の吸気の間に、心臓の周りの圧力が上がるた
め充填容積が減ることである。その機構は複雑で
あるが、正味の影響は、パルス圧力の変調とし
て、最もありそうなのは呼吸サイクルを通じての
ストローク容積の変化として現れる。
第１図の状況と異なり、これら観察された血圧
波形の変化は実在のものであつて、人為的なもの
ではない。問題は変動が存在するという事実を無
視することなく、また血液動力学的状態の重要な
変化への応答時間に影響を及ぼすことなくすべて
のパルスを平均する方法を決定することである。
波形の変化は実在のものであつて、人為的なもの
ではない。問題は変動が存在するという事実を無
視することなく、また血液動力学的状態の重要な
変化への応答時間に影響を及ぼすことなくすべて
のパルスを平均する方法を決定することである。
これらの理由により、Kiが変数ではなく定数
であることを除き、前述(1)、(2)および(3)の式によ
つて圧力を求めることが最も有利であることが判
明した。これは尺度を設定する通常の手段に応答
して変化を起こさせることによつて自動的に達成
される。何故ならば肺動脈圧力測定よりも動脈圧
力測定の方がより低く設定されるからである。
であることを除き、前述(1)、(2)および(3)の式によ
つて圧力を求めることが最も有利であることが判
明した。これは尺度を設定する通常の手段に応答
して変化を起こさせることによつて自動的に達成
される。何故ならば肺動脈圧力測定よりも動脈圧
力測定の方がより低く設定されるからである。
以下図面を用いて本発明を説明する。第３図は
本発明による圧力測定装置のブロツク図である。
第３図を参照すると、実際の血圧変化を表わす信
号が信号源２から信号Si、Di、およびMiを得る
既知の手段４に供給される。理想的な場合には、
Miの値は第３Ａ図に示すようにDiとDi+1との間
の平均圧力信号Miである。なお、Mi＝ビート面
積／ビート時間で表わされる。これとMi-1の値
とが減算手段６に加えられてMi−Mi-1をえる。
この信号は絶対値手段８に加えられ、その出力は
手段１０に加えられ定数Ｆが乗ぜられる。Ｆの値
は２以上10以下の定数であつてよく、あるいは可
変値であつてもよい。手段１０はその出力を２以
上30以下の値に制限することが示されている。ス
イツチＳは、スケール選択手段１２が肺動脈圧を
表示する位置にあるときは図示の位置に配置さ
れ、スケール選択手段１２が動脈圧を表示する位
置にあるときはその他の位置に配置されて信号源
１４から８のような一定値を得るようになつてい
る。スイツチＳからの出力はKiである。Kiは変
数または定数である。第３Ｂ図はビート・ビート
間の平均圧力差とKiとの値の関係を示している。
本発明による圧力測定装置のブロツク図である。
第３図を参照すると、実際の血圧変化を表わす信
号が信号源２から信号Si、Di、およびMiを得る
既知の手段４に供給される。理想的な場合には、
Miの値は第３Ａ図に示すようにDiとDi+1との間
の平均圧力信号Miである。なお、Mi＝ビート面
積／ビート時間で表わされる。これとMi-1の値
とが減算手段６に加えられてMi−Mi-1をえる。
この信号は絶対値手段８に加えられ、その出力は
手段１０に加えられ定数Ｆが乗ぜられる。Ｆの値
は２以上10以下の定数であつてよく、あるいは可
変値であつてもよい。手段１０はその出力を２以
上30以下の値に制限することが示されている。ス
イツチＳは、スケール選択手段１２が肺動脈圧を
表示する位置にあるときは図示の位置に配置さ
れ、スケール選択手段１２が動脈圧を表示する位
置にあるときはその他の位置に配置されて信号源
１４から８のような一定値を得るようになつてい
る。スイツチＳからの出力はKiである。Kiは変
数または定数である。第３Ｂ図はビート・ビート
間の平均圧力差とKiとの値の関係を示している。
式＝-1＋（Mi−-1）／Kiは帰納手段１
６によつて決定される。現在値Miは減算手段１
８に加えられ、そして前の心拍すなわちDi-2と
Di-1との間の心拍に対する手段１６からの重み付
けされた出力i-1は減算手段１８に加えられて
Miから差し引かれる。この値は分子として割算
器２０に加えられスイツチＳからのKiの値で除
されることになる。割算器２０により求められた
商は加算器２２に加えられて重み付け値i-1に
加えられる。重み付けされた値ｉとｉとはそ
れぞれ帰納手段１６と同じように動作する帰納手
段２４と２６とを用いて得られる。信号Siと
i-1とは値ｉを求めるように帰納手段２４に加
えられ、信号Diと-1とは値ｉを求めるよう
に帰納手段２６に加えられる。
６によつて決定される。現在値Miは減算手段１
８に加えられ、そして前の心拍すなわちDi-2と
Di-1との間の心拍に対する手段１６からの重み付
けされた出力i-1は減算手段１８に加えられて
Miから差し引かれる。この値は分子として割算
器２０に加えられスイツチＳからのKiの値で除
されることになる。割算器２０により求められた
商は加算器２２に加えられて重み付け値i-1に
加えられる。重み付けされた値ｉとｉとはそ
れぞれ帰納手段１６と同じように動作する帰納手
段２４と２６とを用いて得られる。信号Siと
i-1とは値ｉを求めるように帰納手段２４に加
えられ、信号Diと-1とは値ｉを求めるよう
に帰納手段２６に加えられる。
第１図は肺動脈圧力および通気路圧力を示した
波形図、第２図は動脈圧力を示した波形図、第３
図は本発明による血圧測定装置のブロツク図、第
３Ａ図は平均圧力の計算法を示した特性線図、第
３Ｂ図はKiの範囲を示した特性線図である。
波形図、第２図は動脈圧力を示した波形図、第３
図は本発明による血圧測定装置のブロツク図、第
３Ａ図は平均圧力の計算法を示した特性線図、第
３Ｂ図はKiの範囲を示した特性線図である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ (A) 血圧値に応じて変化する第１信号を発生
する第１手段と、 (B) 前記第１信号の各最大値を表す第２信号を発
生する第２手段と、 (C) 前記第１信号の各最小値を表す第３信号を発
生する第３手段と、 (D) 前記第３信号の連続した２個の信号の間での
前記第１信号で表される平均圧力を表す第４信
号を発生する第４手段と、 (E) Ki＝Ｆ｜Mi−Mi-1｜で表される重み付け係
数Kiを発生する第５手段と、ここで、Ｆは係数
であり、Miは前記第４信号で表される現在の
心拍の平均圧力であり、Mi-1はその直前の心
拍の平均圧力であり、 (F) i＝i-1＋｛（Si）−（i-1）｝／Kiで表され
る
現在の収縮期圧力を表す重み付けされた値i
を導出する第６手段と、ここで（Si）は現在の
心拍中に生じた前記第２信号であり、（Si-1）
は直前の心拍中に生じた前記第２信号であり、
（i-1）は直前の心拍に対して導出された収縮
期圧力であり、 (G) i＝i-1＋｛（Di）−（i-1）｝／Kiで表され
る
現在の弛緩期圧力を表す重み付けされた値i
を導出する第７手段と、ここで（Di）は現在の
心拍中に生じた前記第３信号であり、（Di-1）
は直前の心拍中に生じた前記第３信号であり、
（i-1）は直前の心拍に対して導出された弛緩
期圧力であり、 (H) i＝i＋｛（Mi）−（i-1）｝／Kiで表される
現在の平均圧力を表す重み付けされた値iを
導出する第８手段と、ここで（Mi）は現在の
心拍の平均圧力を表す前記第４信号であり、
（Mi-1）は直前の心拍の平均圧力であり、（i-
１）は直前の心拍に対して導出された平均圧力
であり、 とから成り、現在の収縮期圧力、現在の弛緩期圧
力および現在の平均圧力を求める血圧測定装置。 ２ 前記Ｆは２から10の範囲にある特許請求の範
囲第１項記載の血圧測定装置。 ３ 前記Kiは２から30の範囲にある特許請求の範
囲第１項記載の血圧測定装置。 ４ 前記Kiは８である特許請求の範囲第１項記載
の血圧測定装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US551221 | 1983-11-14 | ||
| US06/551,221 US4667680A (en) | 1983-11-14 | 1983-11-14 | Apparatus and method for reduction in respiration artifact in pulmonary artery pressure measurement |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60168432A JPS60168432A (ja) | 1985-08-31 |
| JPH0571248B2 true JPH0571248B2 (ja) | 1993-10-06 |
Family
ID=24200357
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59240400A Granted JPS60168432A (ja) | 1983-11-14 | 1984-11-14 | 血圧測定装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4667680A (ja) |
| JP (1) | JPS60168432A (ja) |
Families Citing this family (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0393228A1 (en) * | 1989-04-21 | 1990-10-24 | Glenfield Warner | Heart-related parameters monitoring apparatus |
| JP2798721B2 (ja) * | 1989-08-22 | 1998-09-17 | コーリン電子株式会社 | 圧脈波検出装置 |
| US5243992A (en) * | 1990-03-30 | 1993-09-14 | Colin Electronics Co., Ltd. | Pulse rate sensor system |
| MX9702434A (es) | 1991-03-07 | 1998-05-31 | Masimo Corp | Aparato de procesamiento de señales. |
| US5490505A (en) | 1991-03-07 | 1996-02-13 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
| DE69202558T2 (de) * | 1992-04-02 | 1995-09-28 | Hewlett Packard Gmbh | Verfahren zum Messen von Artefakten in einem Blutdruckmessystem. |
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