JPH0638790B2

JPH0638790B2 - 動脈伸展性測定装置

Info

Publication number: JPH0638790B2
Application number: JP1126070A
Authority: JP
Inventors: 光衛富田
Original assignee: 松田正義
Priority date: 1989-05-19
Filing date: 1989-05-19
Publication date: 1994-05-25
Anticipated expiration: 2009-05-25
Also published as: US5095912A; JPH02305545A

Description

【発明の詳細な説明】〔産業上の利用分野〕本発明は動脈伸展性測定装置、特に簡易な方法で動脈伸
展性を直接測定することのできる動脈伸展性測定装置に
関する。

〔従来の技術〕

循環器疾患の診断には、血圧測定や脈波解析とともに、
動脈の伸展性を知ることが極めて有効である。健康人の
動脈は、管壁が柔らかく伸展性が大きいが、動脈硬化症
の患者の管壁は硬くなり伸展性が小さくなる。従来、こ
のような動脈伸展性の測定は、脈波の伝播速度を測定す
るという間接的な方法によって行っていた。すなわち、
動脈硬化が起こると、脈波の伝播速度が速くなるという
性質を利用して、頸動脈および大腿部の股動脈に脈波セ
ンサを置き、両者間における脈波の伝播速度の測定を行
い、この伝播速度から動脈伸展性の判断をしていた。

〔発明が解決しようとする課題〕

しかしながら、上述した従来の動脈伸展性の測定は、脈
波センサを心臓近くおよび大腿部に取り付ける必要があ
るため、測定作業が煩わしいという問題がある。また、
脈波の伝播速度から間接的に動脈伸展性を推定するとい
う方法であるため、正確な測定ができないという問題が
ある。

そこで本発明は、簡易な方法で動脈伸展性を直接測定す
ることのできる動脈伸展性測定装置を提供することを目
的とする。

〔課題を解決するための手段〕

本願第１の発明は、動脈伸展性測定装置において、動脈の被測定部位を阻血するための阻血嚢と、この被測定部位における阻血状態が解かれる阻血臨界圧
を測定する手段と、被測定部位の心拡張期圧を測定する手段と、被測定部位における脈波に基づく阻血嚢の圧力変動を検
出する手段と、検出された圧力変動の波高値を、阻血臨界圧と心拡張期
圧との差で除すことにより、動脈伸展度を求める手段
と、を設けるようにしたものである。

本願第２の発明は、動脈伸展性測定装置において、動脈の被測定部位を阻血することができる前方嚢と、こ
の前方嚢より容量が大きく、この前方嚢の下流側に設け
られた中央嚢と、この中央嚢より容量が小さく、この中
央嚢の下流側に設けられた後方嚢と、の３つの嚢を有
し、中央嚢と後方嚢とが内部において接続されている縛
帯と、前方嚢に生じる圧力変動を、前方脈波として検出する前
方センサと、前方脈波の検出時から所定の遅延時間だけ遅れて、後方
嚢に生じる圧力変動を、後方脈波として検出する後方セ
ンサと、前方脈波を、上述の遅延時間だけ遅らせて後方脈波の上
に重ね、両脈波の下部波形が所定の精度で一致している
か否かを判定する一致判定手段と、各嚢の基準内圧を、十分に高い値から徐々に減少させて
ゆき、後方センサがはじめて出力を発生した時点の基準
内圧値を阻血臨界圧として記録する阻血臨界圧検出手段
と、各嚢の基準内圧を、阻血臨界圧から徐々に減少させてゆ
き、一致判定手段が一致を示した時点の基準内圧値を心
拡張期圧として記録する心拡張期圧検出手段と、所定時点において検出された前方脈波の波高値を、記録
された阻血臨界圧と心拡張期圧との差で除すことによ
り、動脈伸展度を求める手段と、を設けるようにしたものである。

本願第３の発明は、上述の動脈伸展性測定装置におい
て、一致判定手段が、前方脈波の立ち上がり部位と後方脈波
の立ち上がり部位とが合うように両脈波を重ね、両脈波
の大動脈弁閉鎖痕圧より下部の波形が所定の精度で一致
しているか否かを判定するようにしたものである。

本願第４の発明は、上述の動脈伸展性測定装置におい
て、阻血臨界圧検出手段および心拡張期圧検出手段が、それ
ぞれ目的とする基準内圧が得られた時点で、阻血嚢およ
び各検出嚢の基準内圧の減少を暫時停止させ、それぞれ
目的とする基準内圧が得られたことを確認する動作を行
うようにしたものである。

〔作用〕本願発明によれば、被測定部位における阻血臨界圧と心
拡張期圧とが求められる。この両者の差は、脈波の有無
に対応して動脈内に生じる圧力差ΔＰに相当する。一
方、被測定部位における脈波に基づく阻血嚢の圧力変動
が検出されるが、この圧力変動は動脈管の膨脹度ｅに相
当する。すなわち、圧力差ΔＰを動脈壁に与えたとき
に、この動脈管は膨脹度ｅだけ膨らんだことになる。こ
こで、Ｅ＝ｅ／ΔＰなる値を求めれば、このＥは動脈伸
展度を示す指標になる。

本願発明では、上述の阻血臨界圧と心拡張期圧とを求め
るために、３つの嚢を有する縛帯を用いている。各嚢の
圧力を十分高い状態から徐々に減少させてゆき、一番上
流側にある前方嚢による阻血が解かれた時点の圧力が阻
血臨界圧として求められる。また、前方嚢と後方嚢とで
検出される脈波の下部が一致した時点の圧力が心拡張期
圧として求められる。このような心拡張期圧の求め方
は、本願発明者によって提案された新規な方法である。

〔実施例〕

以下、本発明を図示する実施例に基づいて説明する。第
１図は、本発明の一実施例に係る脈波検出装置の基本構
成を示すブロック図である。この装置は、大きく分け
て、装置本体１００（一点鎖線で囲んで示す）と縛帯２
００との２つの構成部分よりなる。縛帯２００は、前方
嚢２１０（破線で示す）、中央嚢２２０（一点鎖線で示
す）、後方嚢２３０（二点鎖線で示す）、の３つの独立
した嚢を有する。中央嚢２２０と後方嚢２３０とは、接
続路２２５において互いに接続されている。本実施例の
場合、縛帯の総幅ｌ＝１４cmに対して、各嚢の幅は、ｌ
１＝１．５cm、ｌ２＝１０cm、ｌ３＝２．５cm程度であ
る。後述するように、中央嚢２２０は脈波に対するロー
パスフィルターとしての機能を果たす必要があるため、
前方嚢２１０および後方嚢２３０に比べて幅を大きくす
る。前方嚢２１０から外部には空気を通すための導管２
４０が伸びており、後方嚢２３０から外部には同様に導
管２５０が伸びている。この縛帯２００は、第２図に示
すような向きに、上腕部に着用して用いることになる。
このように着用した状態で、各嚢に空気を入れて圧力を
かけると、第３図に示す断面図のように、動脈３００は
各嚢によって押圧される。圧力を十分高くしてやると、
動脈３００は完全に阻血される。この場合、図の左方か
ら伝播してくる脈波は、まず前方嚢２１０に衝突して阻
まれる。嚢内圧力を少し下げると、この脈波の高周波成
分がこの前方嚢２１０を通過して中央嚢２２０に衝突す
るが、中央嚢２２０は容量が大きいために、脈波の伝播
はこの中央嚢２２０に阻まれて後方嚢２３０にまでは伝
わらない。ただし、後方嚢２３０は接続路２２５を介し
て中央嚢２２０に接続されているので、脈波の高周波成
分が中央嚢２２０に衝突すると、接続路２２５を通じて
若干の圧力変動が後方嚢２３０にも現れる。更に圧力を
減少させて脈波が中央嚢２２０を通過できるようになる
と、この通過した脈波は後方嚢２３０に衝突するように
なる。こうなると、衝突によるはっきりとした圧力変動
が後方嚢２３０に現れる。

一方、装置本体１００は次のような構成になっている。
まず、導管２４０が接続されている管路１０２には前方
センサ１１０が、導管２５０が接続されている管路１０
１には後方センサ１２０が設けられている。前方センサ
１１０は前方嚢２１０の圧力を測定し、後方センサ１２
０は後方嚢２３０の圧力を測定する。いずれも脈波の周
波数帯域を十分に検出できるように設計されている。前
方センサ１１０が検出したアナログ信号は、増幅器１１
１で増幅され、Ａ／Ｄ変換器１１２によってデジタル信
号に変換され、ＣＰＵ１３０に与えられる。同様に、後
方センサ１２０が検出したアナログ信号は、増幅器１２
１で増幅され、Ａ／Ｄ変換器１２２によってデジタル信
号に変換され、ＣＰＵ１３０に与えられる。導管２４０
が接続されている管路１０２には、エアポンプ１４０お
よびリークバルブ１５０が接続されている。このエアポ
ンプ１４０およびリークバルブ１５０は、ＣＰＵ１３０
によって制御される。管路１０１と管路１０２とは連結
されており、また、中央嚢２２０と後方嚢２３０とは接
続路２２５で連結されている。したがって、３つの嚢
は、本来、すべて同じ圧力に保たれることになる。ただ
し、中央嚢２２０は容量が大きいため、周波数の高い圧
力変動は前方嚢２１０にのみ現れ、後方嚢２３０には中
央嚢２２０が瀘波した脈波が直接衝突したときにのみ圧
力変動が現れる。このため、前方センサ１１０および後
方センサ１２０は、それぞれ導管２４０および導管２５
０の近傍に接続するのが好ましい。なお、ＣＰＵ１３０
には、データを記憶するためのメモリ１６０、データを
表示するための表示装置１７０、およびデータを出力す
るためのプリンタ１８０が接続されている。

さて、この縛帯２００に到達する脈波の源は、心臓近く
における大動脈波である。そこでこの大動脈波がどのよ
うなものかを簡単に説明しておく。第４図にこの大動脈
波の基本的な波形を示す。この図のように、脈波はいず
れも横軸を時間軸、縦軸を圧力軸にとって示される。こ
の大動脈波は、心臓近傍における血圧変動を示す波形で
あり、心臓の動きをそのまま表現している。第４図にお
いて、時刻ｔ１までは心臓は拡張期であり、圧力は心拡
張期圧ＤＰとなる。時刻ｔ１〜ｔ２にかけて心臓が収縮
運動を行い、心収縮期圧ＳＰまで圧力は上昇する。続い
て、心臓は拡張運動に転じるが、時刻ｔ３において大動
脈弁が閉じるため、時刻ｔ４に小さな峰が現れる。この
峰は大動脈弁閉鎖痕と呼ばれる。その後、時刻ｔ４〜ｔ
５にかけて圧力は徐々に減少し、再び心拡張期圧ＤＰに
戻る。このような圧力変動が、心臓の１鼓動ごとに現
れ、それが心臓から動脈を伝わって脈波として全身へと
伝播されてゆく。しかしながら、このようにして心臓で
発生した脈波は、末梢への伝播にともなって波形を変え
てゆく。第５図にこの様子を示す。波形ＷＡ〜ＷＦは、
心臓の大動脈弁の直上位置から末梢へそれぞれ０cm〜５
０cm離れた部位における脈波を、血管カテーテル測定法
で測定した結果である。ここで、波形ＷＡが第４図に示
す心臓近傍の大動脈波に相当する。このように末梢にゆ
くにしたがって、高周波成分が伸びてきており、最大血
圧値ＴＯＰが増大してくることがわかる。これは末梢に
ゆくほど血管が細くなり抵抗が増すためと考えられる。
なお、ここでＭＶＰは大動脈弁閉鎖痕圧である。このよ
うに、脈波は末梢にゆくにしたがって波形を変えてしま
うため、上腕部において縛帯２００が受ける脈波（たと
えば脈波ＷＦ）は、心臓近傍の大動脈波とはかなり異な
るものとなる。

続いて、本装置による動脈伸展性の測定原理を第６図を
用いて説明しよう。いま、第６図(a)に示すように、風
船の口にエアポンプを取り付け、風船内の空気圧が一定
値ａになるようにエアポンプを制御していたとする。こ
こで、このエアポンプによる注入空気圧を第７図に示す
ように制御してみる。すなわち、時刻ｔ１までは、空気
圧をａに維持しておく。第６図(a)に示す状態は、この
時刻ｔ１までの状態である。ここで、時刻ｔ１〜ｔ２に
かけて圧力をａ〜ｂにまで上昇させると、風船は第６図
(b)に示すように膨脹する。続いて、時刻ｔ２〜ｔ３に
かけて圧力をもとどおりａに戻すと、時刻ｔ３では、風
船は第６図(a)に示す状態に収縮することになる。ここ
で、第６図(b)に示すような最大膨脹時（時刻ｔ２）に
おける膨脹度を考えると、これは風船を構成しているゴ
ムの伸展性によって変わることがわかるであろう。たと
えば、伸展性の大きな柔らかいゴム風船であれば、第６
図(b)のように膨脹度ｅ１はかなり大きなものになる
が、伸展性の小さな硬いゴムであれば、同図(c)のよう
に膨脹度ｅ２はこれより小さくなる。したがって、ゴム
風船の伸展性は、この膨脹度ｅによって表すことができ
る。ただし、この膨脹度ｅは注入空気圧によっても変わ
る要素であるから、伸展性を議論するためには、注入空
気圧の圧力差も考慮しなければならない。すなわち、ど
れだけの圧力差によって、どれだけ膨脹したかという度
合いを求める必要がある。そこで、伸展度Ｅを次のよう
に定義する。

Ｅ＝ｅ／ΔＰここで、ｅは膨脹度、ΔＰは膨脹を誘発した圧力差であ
る。第６図および第７図に示す例では、圧力差ΔＰ＝
（ｂ−ａ）である。したがって伸展度Ｅは、第６図(b)
に示す風船では、Ｅ＝ｅ１／（ｂ−ａ）であり、同図(c)に示す風船では、Ｅ＝ｅ２／（ｂ−ａ）である。

さて、上述のモデルにおいて、風船を動脈、エアポンプ
を心臓、第７図に示す波形を脈波と考えれば、このモデ
ルを循環器系のモデルとみなすことができることが理解
できよう。動脈は第７図に示すような脈波の到来のたび
に、膨脹と収縮を繰り返しているものと考えられる。し
たがって動脈の伸展度Ｅも、膨脹度ｅを圧力差ΔＰで除
すことによって表せる。本発明の装置は、この原理に従
って動脈伸展性の測定を行うのである。

それでは、第１図に示す装置による基本動作を説明しよ
う。第８図は、この基本動作を説明するグラフである。
なお、実際の動作はこの第８図に示す基本動作とは若干
異なるが、ここでは説明の便宜上、まずこの第８図に示
す基本動作の説明を行い、実際の動作については後述す
る。前述のように、この装置はエアポンプ１４０とリー
クバルブ１５０とを有し、各嚢２１０〜２３０の圧力を
制御することができる。すなわち、圧力を増加させる場
合には、エアポンプ１４０を動作させて嚢内に空気を送
りこみ、圧力を減少させる場合には、リークバルブ１５
０を開けて嚢内の空気をリークさせることができる。測
定にあたっては、被測定者の上腕部に第２図に示すよう
に縛帯２００を着用させ、測定開始スイッチ（図示せ
ず）を押す。第８図のグラフは、測定開始後の嚢内圧力
の変化を示すものである。すなわち、測定開始後、ＣＰ
Ｕ１３０がエアポンプ１４０を起動し、嚢内に空気を送
り込んで圧力を徐々に増加させる（グラフの点Ａ〜）。
各嚢２１０〜２３０は次第に動脈を圧迫し、やがて完全
に阻血する圧力にまで達する（点Ｂ）。このときの縛帯
２００と動脈３００との関係を表す断面図を第９図に示
す。図の左側が心臓、右側が末梢であり、脈波は左から
右に伝わるはずである。しかしながら、グラフの点Ｂに
おける圧力では、脈波は前方嚢２１０によって阻止さ
れ、第９図の矢印Ａ１の位置まで伝播してから押し戻さ
れる。続いてＣＰＵ１３０は、リークバルブ１５０を少
しずつ開けて圧力をゆっくりと減少（たとえば３mmHg／
sec）させてゆく（点Ｂ〜）。すると、ある圧力値Ｐｃ
において、第９図の矢印Ａ２に示すように、脈波の高周
波成分が前方嚢２１０を通過し中央嚢２２０に衝突する
ようになる。これがグラフの点Ｃである。中央嚢２２０
は前方嚢２１０よりも幅が広く、容量が大きいため、こ
の脈波は中央嚢２２０を通過することはまだできない。
この状態は第１０図(a)にも示されている。ここから更
に圧力を下げてゆくと、グラフの点Ｄにおいてコロトコ
フ音が発生する。グラフ内の波形Ｋは、点Ｄから徐々に
圧力を減少させていったとき、各圧力値に対応して得ら
れるコロトコフ音の振幅を示すものである。このように
点Ｄを過ぎるとコロトコフ音が発生するのは、第１０図
(b)に示すように、脈波の一部３１０が中央嚢２２０の
圧力に抗してここを通過し始めるためである。この点Ｄ
に対応する圧力が心収縮期圧ＳＰに相当することが知ら
れている。点Ｄから更に圧力を減少させてゆくと、第１
０図(c)に示すように脈波は更に通過しやすくなり、点
Ｅにおいてコロトコフ音が最大になる。以後、コロトコ
フ音は次第に減少し、点Ｆに達すると音は非常に小さく
なり、ほぼ一定の振幅が続く。この点Ｆに対応する圧力
が心拡張期圧ＤＰに相当することが知られており、第１
０図(d)の状態に対応する。更に圧力を点Ｇまで減少さ
せてゆくと、第１０図(e)の状態になり、嚢が動脈３０
０から浮いた状態となる。

以上のように、第８図のグラフにおいて、ひとまず点Ａ
〜点Ｂまで圧力を上げ、点Ｂから点Ｇまで圧力を徐々に
下降させてゆくのが、この装置の基本動作であるが、こ
こでこのグラフの各点において、前方センサ１１０およ
び後方センサ１２０にどのような出力が得られるかを説
明する。前方嚢２１０の圧力変動は前方センサ１１０に
より、後方嚢２３０の圧力変動は後方センサ１２０によ
り、それぞれ検出されることは前述のとおりである。ま
た、中央嚢２２０の圧力変動は、接続路２２５を介して
後方嚢２３０に伝達されるので、これもまた後方センサ
１２０によって検出されることになる。ただし、中央嚢
２２０は容量が大きいため、圧力変動の高周波成分の検
出はされず、後方センサ１２０で検出される波形はなま
ったものとなる（この波形は大動脈波と等価である）。

まず、前方センサ１１０の出力について考えよう。第９
図に示すように、前方嚢２１０は最も上流にあるため、
この嚢には常に心臓側からの脈波が衝突することにな
る。したがって、各嚢による阻血状態にかかわりなく、
前方センサ１１０は常に上腕部における脈波、たとえば
第１１図(a)に示すような脈波を検出することになる。
したがって、点Ｂ〜点Ｆまでの区間では、前方センサ１
１０は常にこの上腕部の脈波を検出することになる。な
お、点Ｆ〜点Ｇまでの区間は、第１０図(e)に示すよう
に、前方嚢２１０が動脈３００から浮いた状態になって
しまうため、脈波は完全な形では前方嚢２１０に伝達さ
れず、前方センサ１１０の出力は徐々に小さくなる。

次に、後方センサ１２０の出力について考えよう。点Ｂ
〜点Ｃまでの区間では、脈波はすべて前方嚢２１０によ
って阻止されてしまうため、後方センサ１２０は全く脈
波の検出を行うことはできない。ところが、点Ｃでは第
１０図(a)の矢印に示すように、脈波の一部が前方嚢２
１０を通過し、中央嚢２２０に衝突するため、後方セン
サ１２０に何らかの出力が得られる。ただし、前述のよ
うに中央嚢２２０は容量が大きく、しかも後方嚢２３０
に脈波が直接衝突したわけではないので、この出力はた
とえば第１１図(b)のように、かなりなまったゲインの
小さな波形として得られる。いずれにせよ、グラフの点
Ｃは、後方センサ１２０が何らかの出力を初めて検出し
た点として認識できる。そして、点Ｄに至ると、第１０
図(b)に示すように、脈波の一部が中央嚢２２０を通過
して後方嚢２３０に直接衝突するので、後方センサ１２
０はよりシャープで大きな出力を検出することになる。
そして、点Ｄ〜点Ｆへゆくに従って、中央嚢２２０を通
過する脈波の割合が多くなり、後方センサ１２０の出力
はだんだんと大きくなってくる。そして、点Ｆにおいて
後方センサ１２０の出力は最大となる（コロトコフ音の
振幅は点Ｅにおいて最大となるが、後方センサ１２０の
出力は点Ｆにおいて最大となる点に注意すべきであ
る）。以下、点Ｆ〜点Ｇまでの区間は、第１０図(e)に
示すように、後方嚢２３０が動脈３００から浮いた状態
になるため、出力は徐々に減少してゆく。

第１２図は、第８図のグラフの点Ｄ〜点Ｇの区間におい
て検出される種々の脈波を示す図である。図の実線で示
す波形が後方センサ１２０で検出される後方脈波を示
し、破線で示す波形が前方センサ１１０で検出される前
方脈波（第５図の脈波ＷＦに相当）を示す。また、各脈
波の上の符号は、各脈波が第８図のグラフの各点におい
て検出された脈波であることを示す。符号のついていな
い脈波は、これらの中間点において検出された脈波であ
る。実線で示す後方脈波に着目すると、点Ｄから徐々に
圧力を減少させてゆくと、検出される後方脈波の振幅は
次第に大きくなってくる。そして、前述のように第８図
の点Ｆに到達したときに脈波の振幅は最大となり、以下
脈波の振幅は減少してゆく。一方、破線で示す前方脈波
に着目すると、点Ｄから徐々に圧力を減少させていって
も、検出される前方脈波の振幅は変化しない。これは前
述のように、阻血状態にかかわりなく前方嚢２１０には
脈波が検出されるからである。しかし、点Ｆを過ぎると
脈波の振幅は減少してゆく。これも前述のように前方嚢
２１０が動脈３００から浮いた状態になってゆくからで
ある。ここで、点Ｆにおける実線の脈波を破線の脈波と
比べてみると、ちょうど高周波成分がカットされている
ことがわかる。この点Ｆにおいては、縛帯２００と動脈
３００との関係が第１０図(d)のような状態になってい
ると考えられる。すなわち、縛帯２００の内圧と動脈の
心拡張期圧ＤＰとが拮抗しており、脈波が中央嚢２２０
を十分に通過することができ、後方嚢２３０にも十分な
衝撃を与えることができるのである。縛帯２００の圧力
がこれより高いと、同図(a)〜(c)のように、脈波が中央
嚢２２０を十分に通過することができず、後方嚢２３０
には十分な衝撃が加わらないのである。また、縛帯２０
０の圧力がこれより低いと、同図(e)のように、後方嚢
２３０が動脈３００から離れてしまうため、脈波が中央
嚢２２０を十分に通過したとしても、後方嚢２３０に十
分な衝撃が加わらないのである。

ここで、混乱のないように、前方センサ１１０および後
方センサ１２０が検出する圧力値について少し触れてお
く。この圧力値は、それぞれ前方嚢２１０および後方嚢
２３０の嚢内圧力であることには違いはないが、この嚢
内圧力は基準内圧と変動圧との２つの性質の圧力に分け
て考えることができる。基準内圧とは、第８図のグラフ
で示される圧力であり、この装置では点Ｂから点Ｇに至
るまで徐々に減少されてゆく。これに対して変動圧と
は、脈波の到来ごとに誘起される圧力変動であり、第１
２図に示されるような波形をとる。結局、各センサの検
出する圧力値は、この基準内圧と変動圧とが重畳された
圧力値ということになる。すなわち、第１２図に示され
る波形は、実際には第８図のグラフの上に重畳された形
で検出されるのである。

さて、ここでもう一度、風船のモデルで説明した基本原
理に戻ってみよう。風船のモデルによれば、動脈の伸展
度Ｅは、膨脹度ｅと圧力差ΔＰとを測定できれば、Ｅ＝
ｅ／ΔＰによって求めることができた。実は、第８図の
グラフに示したこの装置の基本動作において、これらが
求まっているのである。まず、膨脹度ｅであるが、これ
は前方センサ１１０の出力波形の波高値ｈとして与えら
れる。前述のように、前方センサ１１０の出力は、第１
１図(a)のようなものになるが、この圧力変動の波高値
ｈを膨脹度ｅを示す値として使うのである。前方センサ
１１０の出力は、第１２図に示したように、本来は点Ｆ
に至るまでは一定のはずであり、点Ｂ〜点Ｆのどの時点
の出力を用いてもかまわない。しかしながら、実際には
この出力には若干の差が生じるため、本実施例の装置で
は、点Ｆの時点における出力を用いている。点Ｆにおけ
る各嚢と動脈３００との関係は、第１０図(d)に示す状
態となっている。この状態で、脈波が前方嚢２１０の直
下を通過するときに、前方センサに第１１図(a)のよう
な圧力変動が得られるわけであるが、この圧力変動は動
脈３００の管壁の半径方向の膨脹の度合いに関係した量
になることが理解できよう。動脈３００の管壁が柔らか
ければ、管は大きく膨脹し、前方嚢２１０を大きく圧迫
し、大きな圧力変動を生じさせることが想像できよう。

一方、圧力差ΔＰは、どのようにして求めればよいので
あろうか。結論を先に言えば、第８図のグラフにおい
て、点Ｃにおける圧力値Ｐｃと点Ｆにおける圧力値Ｐｆ
との差を、ΔＰとして用いることができるのである。す
なわち、第７図のモデルにおける空気圧ａ，ｂが、圧力
値Ｐｆ，Ｐｃに相当することになる。前述のように、点
Ｆにおける圧力値Ｐｆは、心拡張期圧ＤＰに等しいこと
が知られており、この心拡張期圧ＤＰは脈波のないとき
の動脈管が膨脹していない状態の圧力である。したがっ
て、点Ｆにおける圧力値Ｐｆが、風船のモデルにおける
空気圧ａに相当することは容易に理解できよう。これに
対し、空気圧ｂに相当する圧力が何であるかを考察する
と、これは脈波のピークによって動脈管が最大に膨脹し
た瞬間の圧力である。ここで、第９図を参照しながら、
点Ｃにおける圧力値Ｐｃのもつ意味を考えてみる。前方
嚢２１０の圧力Ｐ２が動脈３００内を伝播する脈波のピ
ーク圧力Ｐ１より高いときは、脈波はすべて矢印Ａ１に
示す位置まで進んだあと前方嚢２１０によって押し戻さ
れてしまう。ところが、嚢内圧Ｐ２を徐々に減少させて
ゆき、脈波のピーク圧Ｐ１が嚢内圧Ｐ２を越えることに
なると、越えた分の脈波が矢印Ａ２に示すように前方嚢
２１０を通過することになる。点Ｃにおける圧力値Ｐｃ
は、この臨界状態における嚢内圧であり、阻血臨界圧と
呼ぶことができる。すなわち、前方嚢２１０の圧力が阻
血臨界圧Ｐｃになったとき、矢印Ａ３で示す脈波のピー
ク圧と矢印Ａ４で示す嚢内圧とは拮抗した状態にあると
言える。結局、阻血臨界圧Ｐｃは動脈３００内を伝播し
てきた脈波の圧力のピーク値と等しいことになる。

以上をまとめると、動脈圧ははじめの心拡張期圧ＤＰ
（圧力Ｐｆ）から、脈波の到来によって阻血臨界圧Ｐｃ
にまで上昇し、脈波が去ってから再び心拡張期圧ＤＰの
状態に戻るという過程を繰り返すことになる。そして、
この圧力差ΔＰ＝Ｐｃ−Ｐｆに起因して、動脈は半径方
向に波高値ｈに応じた膨脹度で膨脹したことになる。結
局、阻血臨界圧Ｐｃ、心拡張期圧Ｐｆ、および前方セン
サ２１０の出力の波高値ｈが求まれば、動脈の伸展度Ｅ
は、Ｅ＝ｈ／（Ｐｃ−Ｐｆ）によって求まることになる。そこで、この３つの値ｈ，
Ｐｃ，Ｐｆを求めるための具体的な動作を以下に説明す
る。

まず、前方センサ２１０の出力の波高値ｈの求め方を説
明する。前方センサ２１０の出力は、前述のように増幅
器１１１およびＡ／Ｄ変換器１１２を介してＣＰＵ１３
０に与えられており、必要があればその波形をメモリ１
６０に記憶できる。したがって、ＣＰＵ１３０はこの波
形から、その波高値ｈを演算によって容易に求めること
ができる。なお、前述のように、この実施例では第８図
のグラフの点Ｆの時点における波高値ｈを演算で求めて
いる。

続いて、阻血臨界圧Ｐｃの求め方を説明する。第８図に
示す基本動作において、点Ｃに到達したことは後方セン
サ１２０が初めて第１１図(b)に示すような何らかの出
力を発生することによって認識できることは既に述べ
た。しかしながら、実際の測定では、点Ｃに到達する以
前に後方センサ１２０が出力を生じることが起こりう
る。たとえば、心臓がたまたま不整脈を発し、たまたま
その１脈波だけ振幅が大きかった場合、点Ｃに到達する
以前であっても、この振幅の大きな脈波が前方嚢２１０
を通り抜け、後方センサ１２０に出力を生じさせる可能
性がある。そこで、本実施例の装置では、実際には第８
図のグラフに示す動作ではなく、第１３図(a)のグラフ
に示す動作を行っている。この動作では、後方センサ１
２０が初めて出力を発生すると、その時点で基準内圧の
減少を暫く停止し（点Ｃ〜点Ｃ′）、前方センサ１１０
と後方センサ１２０の出力の比較を行うのである。第１
３図(a)の部分Ｌの拡大図を同図(b)に示す。ここで一点
鎖線（一部実線と重なっている）で示すのが基準内圧、
破線で示すのが前方センサ１１０の出力、実線で示すの
が後方センサ１２０の出力である。このように、本当に
点Ｃに到達しているのであれば、破線で示す前方センサ
１１０の出力波形に同期して（位相は少し遅れるが）、
同じ数のなまった出力波形が実線で示す後方センサ１２
０の出力にも現れるはずである。この例では、５回分の
波形について同期を認識し、点Ｃに到達していることを
確認している。もし、同期した波形が同じ数だけ現れな
かったら、不整脈の発生により点Ｃに到達する前に後方
センサ１２０にたまたま出力が現れたと判断することが
でき、基準内圧の減少を続行することになる。こうして
点Ｃにおける阻血臨界圧Ｐｃを正確に求めることができ
る。

続いて、心拡張期圧ＤＰ（圧力Ｐｆ）の求め方を説明す
る。この実施例では、第１３図(a)のグラフに示すよう
に、点Ｃ′から更に基準内圧を減少させてゆき、点Ｆに
到達したことを特別な方法によって認識している。この
認識方法は、新規な発見に基づくものであり、以下にこ
の方法を第８図に示す基本動作に基づいて詳述する。は
じめに、基準内圧が心拡張期圧ＤＰでないときに（すな
わち、第８図に示すグラフの点Ｆ以外の区間）、どのよ
うな前方脈波および後方脈波が得られるかを述べる。前
述したように、第１２図は、第８図の点Ｄ〜点Ｇの区間
において検出される種々の脈波を示す図である。図の実
線で示す波形が後方センサ１２０で検出される後方脈波
を示し、破線で示す波形が前方センサ１１０で検出され
る前方脈波を示す。また、各脈波の上の符号は、各脈波
が第８図のグラフの各点において検出された脈波である
ことを示し、符号のついていない脈波は、これらの中間
点において検出された脈波である。実線で示す後方脈波
に着目すると、点Ｄから徐々に圧力を減少させてゆく
と、検出される後方脈波の振幅は次第に大きくなってく
る。そして、点Ｆに到達したときに脈波の振幅は最大と
なり、以下脈波の振幅は減少してゆく。一方、破線で示
す前方脈波に着目すると、点Ｄから徐々に圧力を減少さ
せていっても、検出される前方脈波の振幅は変化しない
ことは既に述べた。ここで、点Ｆにおける実線の脈波を
破線の脈波と比べてみると、ちょうど高周波成分がカッ
トされていることがわかる。この点Ｆにおいては、縛帯
２００と動脈３００との関係が第１０図(d)のような状
態になっていると考えられる。すなわち、縛帯２００の
基準内圧と動脈の心拡張期圧ＤＰとが拮抗しており、脈
波が中央嚢２２０を十分に通過することができ、後方嚢
２３０にも十分な衝撃を与えることができるのである。
縛帯２００の圧力がこれより高いと、同図(a)〜(c)のよ
うに、脈波が中央嚢２２０を十分に通過することができ
ず、後方嚢２３０には十分な衝撃が加わらないのであ
る。また、縛帯２００の圧力がこれより低いと、同図
(e)のように、後方嚢２３０が動脈３００から離れてし
まうため、脈波が中央嚢２２０を十分に通過したとして
も、後方嚢２３０に十分な衝撃が加わらないのである。

さて、もう一度第１２図に注目してみよう。この第１２
図は、縛帯の基準内圧が点Ｆに到達したか否かの判定、
すなわち圧力値が心拡張期圧ＤＰまで減少したか否かの
判定を行うための有効な方法を示唆している。すなわ
ち、点Ｆにおいて検出した前方脈波（破線）と後方脈波
（実線）は、下部がぴったりと一致しているのである。
逆に言えば、両脈波の下部が一致したとすれば、その時
点の縛帯の基準内圧は心拡張期圧ＤＰであるということ
が言える。これは本願発明者が見出した新規な事実であ
る。この理由についての厳密な理論解析を行うことは困
難であるが、中央嚢２２０がローパスフィルタの機能を
果たすため、心拡張期圧ＤＰで本来そのままの形で伝播
する波形の高周波成分だけがカットされることになった
ものと本願発明者は考えている。したがって、中央嚢２
２０の幅（第１図のｌ２）は、このローパスフィルタの
機能を果たすだけの十分な幅が必要であるが、一般に９
cm以上あればこの機能を果たせることが実験的に確認で
きた。こうして、ＣＰＵ１３０は、第８図の点Ｃから徐
々に基準内圧を減少させてゆき、その都度、前方センサ
１１０から与えられる前方脈波と後方センサ１２０から
与えられる後方脈波とを比較し、両脈波の下部が一致し
たら点Ｆに到達したと判断できる。

実際には、上述のような判断を行うためには、後方脈波
の遅延時間を考慮した両脈波の比較を行う必要がある。
すなわち、実際にはＣＰＵ１３０には、前方脈波と後方
脈波とは同時には入ってこない。なぜなら、脈波が前方
嚢２１０で検出されてから、中央嚢２２０を通過して後
方嚢２３０で検出されるまでには、通過時間ｄｔだけの
遅延時間がかかるためである。したがって、実際には同
一の時間軸上で前方脈波Ｗｆ１〜Ｗｆ５と後方脈波Ｗｂ
１〜Ｗｂ５とをそれぞれ比較すると、第１４図に示すよ
うに、両者間に遅延時間だけのずれが生じる。そこで、
ＣＰＵ１３０は、前方脈波および後方脈波の波形データ
を一時的にメモリ１６０に記憶した後、両脈波の立ち上
がり部位が一致するように前方脈波を遅延させて重畳
し、両脈波の下部を比較している。第１５図は、第１４
図における前方脈波Ｗｆ３と後方脈波Ｗｂ３との比較作
業を詳細に説明した図である。後方脈波Ｗｂ３は前方脈
波Ｗｆ３に対して遅延時間ｄｔだけ遅れているが、両脈
波の立ち上がり部位を一致させるように前方脈波Ｗｆ３
をＷｆ３′にまで移動させ、脈波Ｗｆ３′とＷｂ３との
下部を比較している。この実施例では、下部として、大
動脈弁閉鎖痕圧ＭＶＰより下の波形のみの比較を行って
いる。第１５図の例では、ＭＶＰ以下の波形は完全に一
致しているが、現実にはこのような完全一致は期待でき
ないため、所定誤差以下の精度で一致した場合に「一
致」と判定するようにするのが好ましい。

本実施例の装置では、こうして「一致」と判定される
と、ＣＰＵ１３０はリークバルブ１５０のリーク動作を
しばらく停止させ、このときの基準内圧をしばらく維持
させる。すなわち、第８図のグラフに示すように、点Ｆ
を一瞬のうちに通過してしまうのではなく、実際には第
１３図(a)のグラフに示すように、点Ｆ〜点Ｆ′まで基
準内圧を心拡張期圧ＤＰ（圧力Ｐｆ）に維持するのであ
る。このグラフの部分Ｌ′の拡大図を同図(c)に示す。
ここで一点鎖線（一部実線と重なっている）で示すのが
基準内圧、破線で示すのが前方センサ１１０の出力、実
線で示すのが後方センサ１２０の出力である。この実施
例では、点Ｆ〜点Ｆ′の間に５周期分の脈波測定を行っ
ている。したがって、５周期分の脈波について「一致」
を確認することができ、偶然の一致による誤りを防ぐこ
とができる。また、破線で示す前方センサ１１０の出力
波形は、前述のように波高値ｈを求めるのに用いられる
が、このように５回分の出力波形を得れば、波高値ｈと
してその平均値をとることができ、精度向上が図れる。

結局、本実施例の装置は、第１３図(a)のグラフに示す
ように縛帯２００の基準内圧を変化させることにより、
動脈伸展性の測定を行うことになる。これより、阻血臨
界圧Ｐｃ、心拡張期圧ＤＰ（Ｐｆ）、および圧力変動の
波高値ｈが測定され、動脈伸展度Ｅは、Ｅ＝ｈ／（Ｐｃ−Ｐｆ）なる演算によって求められ、表示装置１７０に表示され
るとともに、プリンタ１８０によって印刷される。

以上、本発明を一実施例について説明したが、本発明は
この実施例に限定されるものではない。要するに本発明
は、上腕部に縛帯を巻き、この縛帯による阻血臨界圧お
よび心拡張期圧を測定し、脈波により縛帯に生じる圧力
変動の波高値を上述の圧力差で除すことにより動脈伸展
度を求めるものである。したがって、この基本的な考え
に基づいた動脈伸展性の測定ができれば、どのような装
置構成を採ってもよい。また、上述の実施例では、比較
する下部波形として、大動脈弁閉鎖痕圧ＭＶＰ以下の波
形をとっているが、下部波形として別な波形をとっても
かまわない。たとえば、波高値で半分以下の部分をとる
ようなこともできよう。結局、下部波形の比較とは、中
央嚢の通過によってカットされた高周波成分以外の部分
を比較するという意図であり、どの部分を比較するかは
設計上、自由に変更しうるものである。また、心拡張期
圧に達したことの認識を、コロトコフ音によって行うこ
とも可能である。

〔発明の効果〕

以上のとおり本発明によれば、動脈の被測定部位を阻血
することのできる縛帯を用い、阻血臨界圧、心拡張期
圧、および脈波により縛帯に生じる圧力変動の波高値、
を測定して動脈伸展度を求めることにしたため、動脈伸
展性の直接的な測定が容易にできるようになる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例に係る脈波検出装置の構成を
示すブロック図、第２図は第１図の装置における縛帯を
上腕部に装着した状態を示す図、第３図は第２図に示す
縛帯によって動脈が押圧される状態を示す断面図、第４
図は一般的な大動脈波の波形図、第５図は心臓から抹消
へ至るまでの脈波の変形を示す図、第６図は本発明によ
る動脈伸展性測定の原理を示すモデルの図、第７図は第
６図に示すモデルにおけるポンプの注入空気圧の変化を
示すグラフ、第８図は第１図に示す装置による測定原理
を説明するグラフ、第９図および第１０図は縛帯圧と脈
波の通過状態との関係を示す断面図、第１１図は第１図
に示す装置におけるセンサの出力波形を示す図、第１２
図は第１図に示す装置による前方脈波と後方脈波の比較
を示すグラフ、第１３図は第１図に示す装置による実際
の測定動作を説明するグラフ、第１４図は第１３図のグ
ラフにおける点Ｆに到達したことを認識する方法を示す
グラフ、第１５図は第１４図の部分拡大図である。１００…装置本体、１０１，１０２…管路、２００…縛
帯、２１０…前方嚢、２２０…中央嚢、２３０…後方
嚢、２２５…接続路、２４０，２５０…導管、３００…
動脈、３１０…脈波、ＳＰ…心収縮期圧、ＤＰ…心拡張
期圧、Ｋ…コロトコフ音波形。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】動脈の被測定部位を阻血することができる
阻血嚢と、前記被測定部位における阻血状態が解かれる阻血臨界圧
を測定する手段と、前記被測定部位の心拡張期圧を測定する手段と、前記被測定部位における脈波に基づく前記阻血嚢の圧力
変動を検出する手段と、検出された前記圧力変動の波高値を、前記阻血臨界圧と
前記心拡張期圧との差で除すことにより、動脈伸展度を
求める手段と、を備えることを特徴とする動脈伸展性測定装置。
【請求項２】動脈の被測定部位を阻血することができる
前方嚢と、この前方嚢より容量が大きく、この前方嚢の
下流側に設けられた中央嚢と、この中央嚢より容量が小
さく、この中央嚢の下流側に設けられた後方嚢と、の３
つの嚢を有し、前記中央嚢と前記後方嚢とが内部におい
て接続されている縛帯と、前記前方嚢に生じる圧力変動を、前方脈波として検出す
る前方センサと、前記前方脈波の検出時から所定の遅延時間だけ遅れて、
前記後方嚢に生じる圧力変動を、後方脈波として検出す
る後方センサと、前記前方脈波を、前記遅延時間だけ遅らせて前記後方脈
波の上に重ね、両脈波の下部波形が所定の精度で一致し
ているか否かを判定する一致判定手段と、前記各嚢の基準内圧を、十分に高い値から徐々に減少さ
せてゆき、前記後方センサがはじめて出力を発生した時
点の基準内圧値を阻血臨界圧として記録する阻血臨界圧
検出手段と、前記各嚢の基準内圧を、前記阻血臨界圧から徐々に減少
させてゆき、前記一致判定手段が一致を示した時点の基
準内圧値を心拡張期圧として記録する心拡張期圧検出手
段と、所定時点において検出された前記前方脈波の波高値を、
記録された前記阻血臨界圧と前記心拡張期圧との差で除
すことにより、動脈伸展度を求める手段と、を備えることを特徴とする動脈伸展性測定装置。
【請求項３】請求項２に記載の動脈伸展性測定装置にお
いて、一致判定手段が、前方脈波の立ち上がり部位と後方脈波
の立ち上がり部位とが合うように両脈波を重ね、両脈波
の大動脈弁閉鎖痕圧より下部の波形が所定の精度で一致
しているか否かを判定するようにしたことを特徴とする
動脈伸展性測定装置。
【請求項４】請求項２に記載の動脈伸展性測定装置にお
いて、阻血臨界圧検出手段および心拡張期圧検出手段が、それ
ぞれ目的とする基準内圧が得られた時点で、各嚢の基準
内圧の減少を暫時停止させ、それぞれ目的とする基準内
圧が得られたことを確認する動作を行うことを特徴とす
る動脈伸展性測定装置。