JPH0614891A

JPH0614891A - 連続無侵襲血圧モニター方法及びその装置

Info

Publication number: JPH0614891A
Application number: JP3164043A
Authority: JP
Inventors: Mark W Smith; ウェスレイスミスマーク
Original assignee: Sentinel Monitoring Inc
Current assignee: Sentinel Monitoring Inc
Priority date: 1990-02-23
Filing date: 1991-02-22
Publication date: 1994-01-25
Also published as: CA2036900A1; EP0443267A1

Abstract

(57)【要約】【目的】本質的に連続的、無侵襲かつ無反応な血圧測
定を行い動物が不快感なく病気の予防ができる測定装置
及びその方法を提供することを目的とする。【構成】プレチモグラフ、心電計、及び心音計を使用
し、脈拍波の過渡時間を測定し、プレチモグラフによる
計測により血管の弾力特性を補正し、脈拍波過渡時間は
脈拍波速度の測定により行うことを特徴とする連続無侵
襲血圧モニター装置。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は連続無侵襲血圧モニター
の方法及び装置に関し、特に脈拍波パラメータを使用
し、健康な人間に対して血圧を測定し病気を予防するの
に使用できる。

【０００２】

【従来の技術】シアーによる米国特許Ｎｏ．２，６５
８，５０５に動脈血脈拍波速度計が開示され、血圧計と
して又は異常血圧検知を目的として使用することが提案
され、それにより患者が長時間苦痛無く快適に血圧測定
が可能とされている。ブーケ及び他による米国特許Ｎ
ｏ．２，８７５，７５０に動脈又は静脈脈拍による血液
体積の変化の計測器と、患者に危険又は危害又は不快感
を与えず心臓収縮及び心臓弛緩の血圧を連続的に表示し
個別に計測する計測器と合せて提案され、バーネット及
び他による米国特許Ｎｏ．２，９４４，５４２に血圧に
おける脈拍波速度の計測及び血圧変化の計測に、写真又
は、プレチモグラフを使用することが提案されている。
サリスベリー及び他による米国特許Ｎｏ．３，０９０，
３７７に動脈血圧脈拍の過度時間計測が提案され心臓収
縮又は心臓弛緩の血圧計測として経験的に説明され、ト
ールズによる米国特許Ｎｏ．３，０９５，８７２に動脈
流により速い高周波を注入することにより動脈脈拍波の
変調を計測することが提案され、変調は血圧変化として
説明され、従来技術により限定される様に血圧により計
測された表示による血圧として表示され、

【０００３】ボーム及びその他による米国特許Ｎｏ．
３，１３２，６４３に電気心臓信号から始まって脈拍信
号で終わる時間経過の関数として「平均血圧又は実質的
には心臓収縮と心臓弛緩時の血圧の差」を計測すること
の提案がされ、スミスジュニアによる米国特許Ｎｏ．
３，４１２，７２９に脈拍圧力を写真によるプレチモグ
ラフにより計測し、心臓弛緩圧力を得る為心臓収縮の圧
力を計測したものと結合することが提案され、ワーナー
による米国特許Ｎｏ．４，０３０，４８５に脈拍圧力を
写真によるプレチモグラフにより計測し、心臓収縮圧力
を得る為弱い圧力の計測を結合することが提案され、ト
リマー及びその他による米国特許Ｎｏ．４，２４５，６
４８に脈拍圧力波の上昇時間と過渡時間を計測し、心臓
収縮圧力と心臓弛緩圧力を計算し、従来のカフ・ベース
脈圧計に対してこれらの結果を目盛り付けすることが提
案され、

【０００４】ゲッドウス及びその他による米国特許Ｎ
ｏ．４，４２５，９２０は、血圧が制御されている人を
治療する為に脈拍過渡時間の関数として心臓弛緩の圧力
を計測し設定点を計測することに関するマイクロプロセ
ッサーを使用することが提案され、更に最近では、スラ
ーメックとオール及びその他による米国特許Ｎｏ．４，
８０７，６３８及びＮｏ．４，８６９，２６２はそれぞ
れ、本課題に関連し、スラーメックは生命インピーダン
ス測定から決定される動脈脈拍伝搬遅延の関数として弱
い動脈血圧をモニターすることを提案し、オール及びそ
の他は、Ｒ波の放射を検出により決定される心臓の比率
や血圧の脈拍過渡時間の関数としての心臓弛緩血圧を計
測することを提案している。外来モニタージャーナルの
１９８８年第１巻Ｎｏ．２ページ１６３−１７０に、カ
ルザース及びその他の「新しい安価な無侵襲小型化血圧
モニターの批准」がオール及びその他による前記特許に
関する商業版として記載されている。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】前記従来技術は時々過
渡時間や速度を引き合いに出していることを確認する必
要がある。これらの言葉は、本発明の目的に対して機能
的に等しく、最終的に過渡時間又は速度の計測の提供は
含まない。即ち最終計測として圧力（弱い、心臓弛緩、
心臓収縮、かつ又は脈拍）を目的とし、本発明がこの最
終に適用した特別な手段の応用は、過渡時間でも速度で
もどちらの言葉でも説明できる。基本的本質は過渡時間
である。即ち過渡時間の本質において与えられる速度
は、それ故脈拍波動により取られた道はどんな場合でも
同じである。それ故過渡時間又は速度を参照にする従来
技術の習慣を用いて以下のことを記し請求する。血管組
織における電気又は流体に関する事象は、それらから人
は脈拍波に対する過渡時間として取られる時間間隔の始
まりと終りの時間を印す信号を決定することができる。
この時間間隔は理想的には大動脈圧力波が血管内の１点
から他の１点に行くに要する時間である。この様に大動
脈弁が開く時、その事象が検出され、大動脈圧が最小で
ある信号を発生する。大動脈弁が開く直前はＱＲＳコン
プレックスのＲ部が発生し、かつ検出される。Ｑ点は又
その様な印として使用される。

【０００６】更に血管内において、脈拍の圧が発生し、
基準点を決定する為脈拍圧に相互関係する血管が、多く
の公知の方法で検出できる。大動脈血液の体積の特別な
変化が、大動脈血液によって注入された毛細血管の選定
された部分において測定される。従来技術において、そ
の様な計測はプレチモグラフとして知られ、組織の選ば
れた部分における血液のインピーダンス、光学濃度、流
量、等の変化により達成されて来た。前記事象と変化の
種々の組み合せを使用して、過去において人は脈拍波の
速度を計測できるようになった。一般に時間の点で、脈
拍波が血管におけるある予め決められた大動脈の道を通
過することがとられる。良く知られている様に、この速
度は、心臓弛緩の圧力の測定として取られ、又は他には
弱い効果的な圧力として取られる。

【０００７】脈拍の波の振巾は、又は、脈拍波内の領域
では、動脈血管内壁の歪曲により計測される様に、又は
問題の注入された組織の場所で、脈拍に影響を受けた血
液の体積の変化によって、等々によって即ち心臓収縮と
心臓弛緩の血圧の差により脈拍圧の計測としてとられ
る。脈拍の速度と、脈拍の圧の振巾測定をもって、人は
心臓弛緩圧の値を、推測した、心臓収縮圧を得る為脈拍
圧の振巾に相当する値に加える。生命組織、これらの測
定は貫通せず、最小の力をもって、又は組織の生理学の
他の不適な妨害をもって、組織の外皮に接触する手段に
より実質的に無侵襲かつ無反応になされ実際上、上述の
測定は、正確性等を改善する為の種々な方法において補
足されている。この様に心臓収縮や心臓弛緩の圧力値を
これらの測定から引き出す手段は、周期的に個々に得ら
れた圧力値に対して即ち閉塞性カフ装置により、計測さ
れる。

【０００８】人間又は他の心臓をもつ生物は、心臓によ
り生物の動脈血管における血圧脈拍を造る。この様に心
臓が鼓動する時、心室はそれにより収縮し、血管内血液
流の体積測定の比率を増加する。同時に収縮力は、血液
充満血管を通る波として伝搬する流体静力学圧力の脈拍
を造る。この波の前方は、血液が血管において流れる速
度よりずっと速い速度で伝わる。知られている様に、脈
拍の圧力波速度は、血管の収縮自在性及び血管内の血圧
の両方により、それゆえ本発明に関すれば、生物の組織
におけるプレチモグラフ効果を測定し、その組織はその
中の血管が通り、動脈、小動脈、及び毛細管から成る木
から動脈血液をもつ組織に注入される。

【０００９】特に、本発明は該組織の与えられた部分の
光学的強度を実質的連続的に測る。該組織の該与えられ
た部分における血液の量は心室収縮により脈拍が造った
圧力に応答して変動する。該部分の血液は最初は該組織
の該与えられた部分の血管ベッド（ｂｅｄ）の血液であ
り、静脈動脈も同様である。良く知られている様に血管
ベッドの毛細管部分の静脈流出は実質的に一定であり、
そして動脈流入と比較して脈を打たない。それで、他の
動物は全て等しく、該組織の該与えられた部分の光学的
強度における変動は、動脈血液量における変動に定量的
に匹敵し、それ故圧力脈拍振巾に対応する。

【００１０】最初の近似として、ある時間長として、い
かなる与えられた個々の組織の血管も一定として見なさ
れ、少なくともそれにより収縮自在に関する限りでは、
それで、その個々にとって、ある時間長の間、圧力脈拍
波速度計測は、その血圧測定に有用的に提供されると考
えられた。しかしながら、その個々の動物の血管はしば
しば一定せず、即ち、動物は呼吸をし、治療を受け、生
理学／心理学的ストレスの対象となり、等々。これか
ら、該与えられた部分の光学的強度は与えられた動物に
とって、単なる与えられた血管における脈拍圧力の効
果、固定された弛緩性、以外の要素を表す。

【００１１】

【課題を解決するための手段】本発明によれば、該要素
の効果は、脈拍圧力のプレチモグラフ効果と、前述の他
の要素によるプレチモグラフ効果との間で認識される光
学強度計測を提供することにより回避される。本発明の
１つの形態で、公知の構成で２つの光プレチモグラフ装
置を使用した。１つの装置は、該部分に注入する血液に
おける酸素存在に比較的無感覚である光線が選ばれる波
長をもつ赤外線（ＩＲ）を有する組織の最初に与えられ
た部分を照明する光源を有するプローブを有する。もう
１つの装置は該組織の第二番目に与えられた部分を同様
に照明し、場所がその様なので血液をもった該部分に注
入される血管を通り最初に与えられた部分と心臓の間に
ある道の長さは、第二番目に与えられた部分と該心臓と
の間の該血管を通った道の長さとでは、長さが異なる。

【００１２】各プローブは、該与えられた部分に対応す
るものから受ける赤外線光の強度に比例する振巾をもつ
信号を作る赤外線光検出器をもつ。又プローブはその様
に配置されているので、それらの検出器は該与えられた
部分からほぼ光のみを受ける。即ち、光源から直接でな
く、好ましくは、それらの直接な環境における他の光源
からでない。端的に言えば、組織の与えられた部分が、
それらの皮膚の、肉質の、他の構造所有物を変えないの
で、検出信号の変動は、与えられた部分の全血液量の脈
拍を表わす。本発明によれば、血液量変化による脈拍
を、更に大きいものを含む全信号から分離し、しかし、
かなりゆっくりと、先に述べた様に構造所有物による成
分を変える。血液量変化のみによる脈拍は、脈拍圧力の
計測であり、即ち、血管における心臓収縮と心臓弛緩の
血圧間で異なる。

【００１３】本発明によれば血液量の脈拍をマーカーと
して用い、それによる測定は、血管の予め決められた長
さの通路において、心室の収縮により造られた脈拍血圧
波の波の前方の過渡時間から成る。更に本発明によれ
ば、全光プレチモグラフ信号からの血液体積の変化によ
る脈拍を分離した後、残された信号の振巾は、静脈血、
無血組織及び起こり得る治療によって生じたり、心因
性、呼吸気系かつ、又は、他の影響による効果に影響さ
れる。これらの影響が多ければ多い程、一定でないな
ら、又は不在なら血圧測定に変化する誤差が導かれ、動
物血管が一定である仮定の元に、それゆえその様な計測
を血液量の脈拍が全プローブ信号から離された後に残さ
れた先に記した残された信号により、修正する。

【００１４】

【実施例】図１において、適当な位置１及び２例えば、
ある生物の額と指がＬＥＤ３及び４によりそれぞれ照ら
されている。そして検出器５と６は今度は位置１及び２
から戻された光によりそれぞれ照らされている。ＬＥＤ
光出力は一定の増巾度で固定され、一方位置１及び２か
ら戻された光の増巾度は、位置１及び２で血管台により
変調される。好ましくはＬＥＤと検出器は照明された位
置と検出器を周囲光から隔離するプローブ構成上（図示
せず）一体となっている。又その様なプローブ構成は検
出器を全てのＬＥＤ光から孤立させ照明される位置から
やってくる光を貯える。検出器５，６は、受ける光を電
気信号に変換し、この場合は直流に変換する。この直流
の大きさは検出器により受けとられた光の大きさに比例
し、その信号を各々従来回路（図１に示さず）に装備さ
れているトランスコンダクタンス増巾器７及び８にそれ
ぞれ送り、検出入力電流を出力電圧に変換し、入力電流
の大きさに比例する大きさに変える。増巾器７及び８の
出力電圧は、次に加算器９及び１０にデジタル・アナロ
グ（Ｄ／Ａ）変換器１３及び１４の出力電圧と共にそれ
ぞれ印加される。該Ｄ／Ａ変換出力電圧はマイクロプロ
セッサーモジュール１５の出力をＤ／Ａ変換したもの
で、そのマイクロプロセッサーはマルチプレクサー１７
からのアナログ電圧を受け、アナログ・デジタル変換す
るアナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）変換器１６からの処理
信号をもつ。マルチプレクサー１７は増巾器１１及び１
２の出力電圧を受け、これらのアナログ電圧及び他のア
ナログ電圧を同時にＡ／Ｄ変換器１６へ送る。

【００１５】カフ・ベース圧力モニタ１８は個々に一般
には間欠的に、位置１及び２に提供される動物の額及び
指（又は注入される組織の同等部分）において測定され
た血圧を表わすデジタル電圧を提供する。時間参照検出
器１９は心臓血管組織におけるある事象の発生を表わす
電圧を提供する。この電圧は増巾器２０により増巾され
た後、マルチプレクサー１７にサンプルを与え、それを
通してＡ／Ｄ変換器１６に送られる。もちろん検出器１
９はもしここに示す様に２組のＬＥＤ検出器が使用され
るなら必要でない。

【００１６】マイクロプロセッサーモジュール１５は、
マルチプレクサー１７を通して及びモニター１８から与
えられる情報を処理し、圧力計測アルゴリズムに関与
し、特別なハードウェア及び計測概念により代表される
技術に対応する点で、新規である。ハードウェアだけで
は技術の新規性は判らない。この様にオキシメトリー
（ｏｘｉｍｅｔｒｙ）において、位置１及び２の１つの
みが使用され必要とされるが、ＬＥＤの両方が必要であ
り、それで１つのＬＥＤのスペクトル特性と血圧測定の
代わりのオキシメトリーの概念に関与するマイクロプロ
セッサーのアルゴリズムを除いて何も変えられる必要は
ない。

【００１７】本発明においてＬＥＤ３及び４の各々はベ
ーカー及び他により１９８８年５月５日に登録され、か
つ本出願の受託人に委託されている係属中の出願ＳＮ１
９０，６６１において、使用されている同じ赤外線ＬＥ
Ｄで良い。同様に各検出器５及び６とトランスコンダク
タンス増巾器７及び８はベーカー及び他による対応する
検出器と電流の電圧変換と同様に選ばれる。ここによ
り、ここにおいて、ベーカー及び他による応用を使用す
る。しかしながら、ここでは２つの信号チャンネル配置
に対して赤と赤外線の信号を複合する周波数には関係無
く、時間の複合に関する。本発明によれば、位置１及び
位置２は脈拍量即ち脈拍波により変化する位置の１つに
還流する血液体積による量と、脈拍過渡時間により与え
られる脈拍波速度とに関してプレチモグラフの情報を与
える。ここでその脈拍過渡時間とは更に遠い位置で表わ
れる心臓により近い前方の位置で与えられる脈拍波に対
して取られる時間長である。一方本発明によれば、得ら
れるプレチモグラフの情報は、単に脈拍量に関して信頼
できる。この場合、１つの位置のみこれから１つのＬＥ
Ｄ検出器組、等要求され、しかし次に心電計又は心音計
の情報及び時間参照検出器１９により代表される能力
を、使用することが脈拍波過渡時間又は脈拍波速度の計
測を得るために必要となる。１つのプレチモグラフ位置
は、心臓に対して遠隔地として働き、次により近い位置
として働き、言わば再度述べるが、超音波流量検出装置
は信頼性のある信号を提供する。

【００１８】本発明による加算器９及び１０の機能は増
巾器１１及び１２から増巾器７及び８の出力電圧の成分
をゆっくり変化し続けることである。ベーカー及び他に
よる出願に開示されている様に、この点で多くの情報
は、先に述べたゆっくり変化する成分により運ばれる同
様な情報を表わす周波数変調伝搬波により運ばれ、最終
的に伝搬波の復調後取り除かれる。本発明によればマル
チプレクサー１７からＡ／Ｄ変換器１６、マイクロプロ
セッサー１５、Ｄ／Ａ変換器１３及び１４、各加算器９
及び１０に及ぶフィードバックループは、増巾器１１及
び１２の入力に印加されてから、先に述べたゆっくり変
化する成分を妨げる。結果として、増巾器１１及び１２
は、比較的高い電圧ゲインを有するように構成される。
何故ならば、それらは、加算器９及び１０で加算された
後加算器９及び１０から比較的小さいＡＣ成分のみ受け
るからである。

【００１９】本発明によれば、しかしながら、フィード
バック信号は検出器５及び６の出力からマイクロプロセ
ッサー１５においてソフトウェアにより作られる。この
様に図１に示される符号づけ可能な無番号の結線に加え
て、符号づけられた番号３から２０及び、検出器５及び
６の出力とマルチプレクサー１７間で示されるそれぞれ
の接続番号２１及び２２が、種々に内部接続されてい
る。加えてマルチプレクサー１７とＤ／Ａ変換器１３及
び１４の出力の間にそれぞれ接続番号２３及び２４があ
る。先に確認したベーカー及び他の出願に開示されてい
る様に光プレチモグラフ信号のＡＣ部分は、全光プレチ
モグラフの信号と較べて極めて小さい。更に全信号が、
又他の物の中の残余周囲光によるノイズ部分を必然的に
含み、普通ＡＣ部分から大きさにおいて大きく異ならな
い。本発明によれば、接続２１及び２２が全光プレチモ
グラフ信号をマイクロプロセッサー１５に適用する様に
提供される。モジュール１５の該マイクロプロセッサー
は、これらの信号をわずかに小さい増巾度の１つに変換
する様プログラムしそれぞれのＤ／Ａコンバーター１３
及び１４から、加算器９及び１０にフィードバックす
る。

【００２０】全光プレチモグラフ信号の増巾と全信号の
１部として小さいＡ／Ｃ成分を扱うに十分な分解能を有
するＡ／Ｄ及びＤ／Ａ変換器が提供され、設計を困難に
し、値段も高価となっている。しかしながら本発明によ
れば、１２ビットのＡ／Ｄ変換器をＡ／Ｄ変換器６に、
８ビットのＤ／Ａ変換器をＤ／Ａ変換器１３及び１４に
使用し、増巾器１１及び１２に比較的高いＡＣゲインを
そのどちらももしＡＣ信号が、全信号の１部として処理
されなければならないなら不可能である。マルチプレク
サー１７は、ＫＨｚのレートで働き、位置１及び２の信
号をマイクロプロセッサーモジュール１５に片方づつ送
り、次にマイクロプロセッサーモジュール１５により作
ったり印加したりする様に使用され、又片方づつ、対応
する加算器に位置信号の大きさの９５％をもつ信号がこ
れらの９５％信号は加算器で、増巾器７及び８からの現
在の位置信号から引かれる。これは例えば２５のゲイン
で増巾器１１及び１２により十分な増巾化に対して５％
の信号を残す。即ち、各９５％信号が加算器に戻る時、
そこに始めに９５％信号を生じた位置からの現在の信号
を見い出す。マルチプレクサーのサンプルレートは、十
分に高くそれ故位置の信号は９５％も変わらないが、マ
イクロプロセッサーからの９５％信号と著しく異なる。
技術において熟練した者が認識している様に検出器から
の信号は一般目的としてこの様に言わばダーク“ｄａｒ
ｋ”信号として残される。

【００２１】全ての信号はマルチプレクサー１７により
次々にサンプルされ、最終的に最終の圧力測定は、モジ
ュール１５により表示、記録、警報、制御、等の適当な
従来手段（図示せず）に分配する為バスへ出力される。
本発明の実際上の基本的手順は、以下の様である。複数
の心臓が鼓動し、好ましくは時間間隔を通して連続的な
鼓動の各々が、従来の血圧モニターに対して再校正する
のが必要であると見なされる回数による長さ、例えば位
置１と２の間、脈拍過渡時間を測る。位置１と２の片方
での同じ鼓動で、全プレチモグラフ信号は測られ、例え
ば位置１で、検出器５により検出される。

【００２２】マイクロプロセッサーモジュール１５にお
いて、適当なソフトウェアは次に弁が１／ＰＴＴに比例
するように、心臓弛緩圧を算定する。ここでＰＴＴは脈
拍過渡時間を表わす。正確な数値関係は、始めに経験的
に決定される。又ソフトウェアは、脈拍圧力ＰＰを、心
臓弛緩の関数として算定し、ＰＤ、かつ脈拍量、ＶＰを
も算定する。次にＶＰは全プレチモグラフ信号をそのＡ
Ｃ，ＤＣ成分に分けることにより、決定され、ベーカー
及び他のオキシメータを決定し、ＤＣ成分に対するＡＣ
成分の率を取る。（効果的無血組織への修正は光プレチ
モグラフ信号上にもつ）特に、

【００２３】（１）ＰＰ＝ＰＤ（ＥｘｐＫＶＰ−１）、
ここでＫは校正定数、装置がカフ・ベース測定に対し再
校正される各時間に再決定され経験的に決定される。Ｎ．Ｂ．ＡＣ及びＤＣ信号成分から得られる全経験的
及び再校正操作がカフを膨張させる直前に決定される。
特に、（２）Ｋ＝（Ｉｎ（ＰＳＣ／ＰＤＣ））／ＶＰ、ここでＰＤＣとＰＳＣは、心臓弛緩と心臓収縮の校正圧
でカフ・ベースモニターによって測られたものである。

【００２４】図２において、典型的な大動脈血圧のグラ
フと、左心室の血圧と、左心室の容積と心電計の動きと
心音計の動きが、１患者の１つの動脈血脈拍に関して示
されている。グラフから判るように、先に参照した多く
の信頼されるべき点がある。ある場合は、ＥＣＧの様
に、脈拍と正確な相関をもたず、他の場合は相関をも
つ。この様にＥＣＧのＲ波は左心室からの血液をわずか
に追い出し、他方では、第２のＰＣＧの心音は、動脈弁
を閉じて始まる。Ｎ．Ｂ．ＰＣＧは、ここで見られる様
に形状において心臓で直接とられる時、第２の音の前に
遅れ、心臓から離れた位置で検出される。しかしなが
ら、１つの位置は、他のものより更に遠いので、遅れ間
の差は、位置間で過度時間を与え、心臓からより近くの
位置で、脈拍波をとる時間を個別に

【００２５】前述から明らかな様に、本発明により使用
される手段と手順は、従来技術にとって個別に知られて
いる。それゆえ、それらに関して詳細を開示しない。

【００２６】

【発明の効果】以上説明したように結果として、与えら
れた主題に対して一度校正すると、特別な場合において
ストレス、薬物治療、呼吸等の影響にもかかわらずしば
らくの間校正は信頼性ある。長い期間の間、本発明によ
る血圧測定は、ある標準に対して時々校正しなければな
らない。その様な校正は十分長い間隔をもって行われた
ので、対象への効果についてほとんど気にする必要は無
かった。標準に供給される器具により、その様な標準化
を行うので、本発明は別な方法で対象に不快感を与える
ことなく、連続的にモニターできる。

【図面の簡単な説明】

【図１】図１は、本発明による連続無侵襲血圧モニター
装置のブロック図である。

【図２】図２は大動脈及び左心室血圧測定及び左心室容
積測定に関する心音計及び心電計から決定される心臓事
象を示す図である。

【符号の説明】

３，４…ＬＥＤ５，６…検出器９，１０…加算器１５…マイクロプロセッサー１７…マルチプレクサー１８…カフ・ベースモニター

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】次の（１），（２），（３）の段階を備
えた生物の血圧測定方法であって、（１）生物の動脈血管における脈拍波速度を実質的に無
侵襲性、無反応計測の形態で第一の計測を行い、（２）脈拍波振巾及び該動脈血管の領域で実質的に無侵
襲、無反応計測の第二の計測を行い、該第二の計測は脈
打つ血液量の変化を実質的に無侵襲、無反応計測により
なされ、該脈打つ血液量の変化は該波の脈拍に基づいて
おり、該主題の動脈により注入された組織の部分におい
て、実質的に無侵襲、無反応な第二の計測を行い、（３）血圧測定を行うために該第一及び第二の計測過程
を処理することを特徴とする連続無侵襲血圧モニター方
法。
【請求項２】該第一の計測が光学プレチモグラフによ
って得られる請求項１に記載の方法。
【請求項３】該第二の計測が光学プレチモグラフによ
って得られる請求項１に記載の方法。
【請求項４】該計測の両方が光学プレチモグラフによ
って得られる請求項１に記載の方法。
【請求項５】該組織部における全血液量の変化を実質
的に無侵襲、無反応計測により行う第三の計測であり、
該第二の計測を補償した第三の計測を提供する段階を含
み、該第三の計測は組織部において全血液量の変化の実
質的に無侵襲及び無反応形態でなされる請求項１に記載
の方法。
【請求項６】該第一の計測が光学プレチモグラフによ
って得られる請求項５に記載の方法。
【請求項７】該第一及び第二の計測が光学プレチモグ
ラフによって得られる請求項５に記載の方法。
【請求項８】該計測の全てが光学プレチモグラフによ
って得られる請求項５に記載の方法。
【請求項９】血管の通る組織に血液を注入し流れる血
液を含む該血管における血圧を測定する連続無侵襲血圧
モニター装置であって、それによる該血圧の脈拍は、該
血液で該血管に供給される心室の周期的収縮により引き
起こされ、該装置は次の３つの組合せを備え、（１）第一の信号を作る第一の手段であって、該第一の
信号は該脈拍の該血管の伝搬速度を表わし、（２）第二の信号を作る第二の手段であって、該第二の
信号は該脈拍の振巾又は領域を表わし、そして（３）そこから引き出される該血圧の測定の該第一及び
第二の信号を受ける第三の手段を備えることを特徴とす
る連続無侵襲血圧モニター装置。
【請求項１０】該第一の段階は初めは実質的に該収縮
をもって、又は実質的に該収縮の状態で、該血管におけ
る予め決められた通路に沿って伝搬する該脈拍での該速
度を表わす該第一の信号により引き起こされる該収縮に
対して効果的に応答する請求項９に記載の装置。
【請求項１１】該第一の手段はそれぞれに初めは実質
的に該収縮をもって、又は実質的に該収縮状態で、該血
管における予め決められた通路に沿って伝搬する該脈拍
での該速度を表わす該第一の信号により引き起こされる
該収縮に相当する電気信号に対して応答する請求項９に
記載の装置。
【請求項１２】該第一の手段はそれぞれに初めは実質
的に該収縮をもって、又は実質的に該収縮状態で該血管
における予め決められた時間間隔で又は予め決められた
通路に沿って伝搬する該脈拍での該速度を表わす該第一
の信号に引き起こされる該収縮に相当する聴覚信号に対
して応答する請求項９に記載の装置。
【請求項１３】該第一の手段は体積測定変化により規
定された予め決められた時間間隔において伝搬される該
脈拍の速度に表わされる該第一の信号に引き起こされる
該組織の体積測定変化に応答する請求項９に記載の装
置。
【請求項１４】該第二の手段は、該第一の手段を含む
請求項１３に記載の装置。
【請求項１５】該第一の手段は該体積測定変化により
時間間隔が規定される該部分間に伝搬される該脈拍の速
度を表わす該第一の信号を引き起こす該組織の空間領域
における体積測定の変化に応答する請求項９に記載の装
置。
【請求項１６】該第二の手段は該第一の手段を含む請
求項１５に記載の装置。
【請求項１７】該血管を通して流れる動脈血の生物有
機体の血管における血圧測定を供給する装置であって、
実質的に周期的な脈拍におけるかつ該有機体の組織に注
入し、そこで動脈血同様静脈血を含む組織の与えられた
場所に全血液量を注入し、該装置は次の４つの組合せか
ら成り、（１）前記与えられた部分における動脈血脈拍の体積を
測定する第一の手段と、（２）前記与えられた部分における全血液体積を測定す
る第二の手段と、（３）前記血管における動脈血の脈拍の速度を測定する
第三の手段とそして、（４）前記血圧測定から引き出され、前記個々の測定に
よりとられる第一と第二と第三の手段と結合する第四の
手段を具備する血圧測定装置。
【請求項１８】該第一の手段と第二の手段は、体積測
定を提供する該与えられた部分により整えられたプレチ
モグラフを含み、該装置は、該体積測定から結果される
動脈血脈拍体積の計測、かつ該動脈血液量を含む全血液
量の計測に原因となる手段をも含む請求項１７に記載の
装置。
【請求項１９】該与えられた部分上の光を導き、該部
分から結果として発光される光の強度を検出する種類の
プレチモグラフにより、該与えられた部分への直接の光
のスペクトル性質は、その様なので、該強度は組織の量
の関数であり、組織内の血液は前述の血液体積により注
入され、それにより前記部分の血液の酸化による影響は
比較的無い血圧測定が達成される請求項１８に記載の装
置。
【請求項２０】該プレチモグラフと該血管における動
脈血の脈拍を検出する検出手段の両方を含む第三の手段
により、該脈拍検出手段は、該血管において１点で該脈
拍を検出するように構成され配置されているので、動脈
脈拍は、該体積計測中、該血管において発生する時間と
は異なる時間で検出される動脈血液脈拍体積の該計測に
相当する請求項１８に記載の装置。
【請求項２１】該方法が次の段階を含む血圧値の連続
測定において、（１）血圧脈拍波の速度の計測を提供し、（２）該脈拍波に対応し、毛細血管領域に注入される全
血液体積の変化の計測を提供し、（３）該脈拍波に相当しかつ該領域における動脈血液体
積の変化の計測を提供し、そして（４）血圧測定を提供するような該測定を結合すること
を特徴とする連続無侵襲血圧モニター方法。
【請求項２２】該血圧測定が、従来の独立した血圧計
として測定される請求項２１の方法。
【請求項２３】計測段階（１）が段階（３）から導か
れかつ段階（１）が血圧測定を提供する請求項２１に記
載の方法。
【請求項２４】該脈拍波速度計測が、全身の動脈血液
体積変化に共働しない局部的血流変化に対する実質的に
無感覚である動脈脈拍量の計測を提供する為に毛細管血
液体積変化を調整して使用される請求項２１に記載の方
法。
【請求項２５】血圧脈拍を計測する装置であり、第一
の手段は、血液が注入された組織の第一の部分における
血液量を検出し、該第一の信号は、該血液量に相当する
大きさを代表する第一の信号を作る手段であり、第二の
手段は、血液が注入された組織の第二の与えられた部分
における血液量を検出し、該第二の信号は該血液量に相
当する大きさを代表する第二の信号を作る手段であり、
第三の手段は、該第一と第二の信号を受けそれによる応
答として第三の信号は、該与えられた部分間を移動する
該血圧の脈拍に要す時間を代表する第三の信号を作る手
段であり、該与えられた部分は、血液とともに、該部分
に注入される血管に沿って空間を持ち、該血液は該血圧
脈拍を輸送する、該部分がそれによって該血圧脈拍によ
って血液量を変える第四の手段は、第三の信号と、該第
一及び第二の信号の片方を受け、その応答として、該血
圧脈拍の大きさを代表する第四の信号をつくる手段であ
るものの組合せから成る血圧脈拍計測装置。