JPH0670890A - 圧力波形監視装置 - Google Patents

圧力波形監視装置

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JPH0670890A
JPH0670890A JP3216693A JP21669391A JPH0670890A JP H0670890 A JPH0670890 A JP H0670890A JP 3216693 A JP3216693 A JP 3216693A JP 21669391 A JP21669391 A JP 21669391A JP H0670890 A JPH0670890 A JP H0670890A
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diaphragm
pressure waveform
tissue
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ジエイ チヤシオ エドワード
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    • 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
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Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【目的】 放射状動脈のような外面の周辺の血管の中の
圧力波形を監視するための、伸び拡がることのない張力
測定装置を与えるものである。 【構成】 動脈のように下にある血管１４の圧力の波形
を伸び拡がることなく監視する圧力波形監視装置であ
る。機器は少くとも１つ連続した比較的薄くてせまいダ
イヤフラム１２がケースの中に収められ、対象となる血
管の上にある組織２４の上におかれる。ダイヤフラム
は、対象となる血管に隣接する組織の中の圧力を監視す
るための目的で血管の径よりも長い。張力測定装置は又
血管の上及び血管に隣接するダイヤフラムの変形を測定
するための変形探知手段と、血管中の実際の圧力波形を
正確に決定するために、血管の上のダイヤフラムの部分
によって監視された血管の波形を隣接する組織の波形と
組合わせるための信号処理手段３０とより成り立つ。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】本発明は一般的に波型を監視する装置と方
法とに関するもので、更に詳しく云えば伸び拡がること
なく血管中の血圧の波型を、血管を覆う組織の上におか
れたダイヤフラムの変形を探知することによって監視す
る装置と方法に関するものである。
【０００２】血圧の波型を正確に監視するための方法
は、しばらくの間調査されて来た。伸び拡がる方法が正
確な波形を与えることはできるが、多くの場合に患者は
外傷のためにこの技術を好ましくないものとさせた。こ
のような方法の一つは患者の動脈に挿入された、液体で
満されたカテーテルの使用を含むものであるが、この方
法の使用によって正確な血圧の計測が得られる一方で
は、多くの場合に患者に対する悪影響が、この方法を用
いて得られる結果における正確さより勝るものである。
【０００３】患者の血圧の波形を監視するもう一つの方
法は、コロトコフ氏の聴診による方法が広く用いられて
いる。この方法は伸び拡がることはないが、これでは単
に心臓収縮期と心臓拡張機の圧力を断続するベースでの
計測を与えるのみで、連続的なベースでの全波形を与え
るものではない。更にこの方法を用いるとしばしば不正
確な結果を生むものである。
【０００４】血圧測定の張力計測の方法は伸び拡がるこ
となく、伸び拡がる技術に対する改良であり、更にこれ
は上述した聴診の方法よりも更に正確である。更に上述
した聴診の方法によって与えられる単に心臓収縮期と心
臓拡張期の圧力のみでなく全体の血圧の波形を与えるこ
とができる。
【０００５】公知の動脈の張力計測の形式においては、
多数の個々のトランスデユーサ素子の列が、血圧を測定
されるべき動脈又は血管の上にある組織上に直接に置か
れる。この素子は夫々が接触している組織の中の機械的
な力を直接検知する。列の中の素子はお互に離れて位置
しているので、多数のこれらの素子によって、下によこ
たわる血管の全体の径又は巾を覆うことが要求される。
即ち夫々の素子の寸法は下によこたわる血管の径の小さ
な部分を覆うように設計されている。組織に対するこの
列の圧力は、下によこたわる血管を適当に偏平化するよ
うに増加されるが、閉塞は起さない。動脈中の液体圧力
は血管壁と上にある組織を通じて交換器に伝えられる。
【０００６】通常の張力計測装置では、個々別々の素子
を用いているために列の下の組織の張力の連続的な輪郭
は得られない。この外に、公知の技術では、動脈からの
検知器に伝えられる力に影響を与える人工の動作に対す
る補償手段が伝えられていない。
【０００７】斯くして動脈のような血管中の圧力の監視
のために張力測定システムと方法を与えることは好まし
いことで、これは伸び拡がることもなく忠実に血管の圧
力の波形を変換することができる。
【０００８】人工物は張力装置が波形を監視する精度を
減ずる傾向があるのでこれを補償する張力装置を与える
ことは好ましいことである。又圧力の波形測定に信頼性
と再現性をよりよくする張力装置と方法を与えることも
又希まれることである。本願発明はこれらの必要性につ
いて言及する。
【０００９】一言にして云えば一般的に本願発明は放射
状動脈のような外面の周辺の血管の中の圧力波形を監視
するための、伸び拡がることのない張力測定装置を与え
るものである。この装置は、関係する血管の上にある組
織の上におかれるケースの中に装備されたせまい四角の
形状をしたうすい探知用ダイヤフラムが少くとも一つは
おかれた平らなかたい表面をもっている。ダイヤフラム
は血管の径よりも長く、これは関係する血管の近くの組
織の中の圧力を故意に監視するためのものであります。
張力測定装置は、血管とその近くの血管の上のダイヤフ
ラムの変形を測定するための変形検出手段と、血管中の
実際の圧力の波形を正確に決定するために、血管の上の
ダイヤフラムの部分によって監視された血管の波形と、
近くの組織の波形を組合せるための信号処理手段とより
成り立っている。
【００１０】好ましい実施例において、ダイヤフラムは
ステンレススチールによって形成され、その長さは代表
的には下に形成された血管の径の３倍〜８倍であり、そ
の長手方向は血管の長手方向の軸と直角をなすように血
管の上に向けられている。ダイヤフラムは下にある血管
を偏平化するに足るだけの厚味を有するように作られて
いるが又それが接触する組織の中の応力によって変形さ
れるに足るだけ薄く作られている。ダイヤフラムの変形
は又組織の表面の接触応力の輪郭をゆがませることを防
ぐに足るだけ小さくなっている。従って長さに亘っての
ダイヤフラムの変形は、それが接触する組織の応力に比
例する。ダイヤフラムの変形は光学的な探知手段によっ
て探知され、一つの実施例においては、一列の光源と受
光器が用いられる。光源のビームと受光器はオーバーラ
ップし、ダイヤフラムは一体のものであるため、連続的
なスムーズな圧力波形を代表するカーブが与えられる。
【００１１】組織に接触しないダイヤフラムの裏側は、
ケージングの中に位置する光源に対する共通の反射板と
して役に立ちます。光学フアイバは光源からの光を運び
（代表的には可視光線、赤外線又は紫外線である）その
光で反射板を照らす。ダイヤフラムはその変形に応じて
光を反射する。他の光学フアイバーは反射された光を受
けて、これを光探知器のような光の変換器に導き受入れ
られた光の量の計測を行う。光学的フアイバーの照射と
受入れの束はダイヤフラムに面して何列かに配置される
ことが好ましい。受入れの光学フアイバーの位置と、受
入れられる光の量に基いて、プロセッサーが圧力の波形
を与えてくれる。ダイヤフラムの変形の計測は光学信号
に変換されて、その後電気信号に変り接触された組織の
中の応力をあらわす。この変形の計測は血管の圧力波形
の忠実な相似形である。
【００１２】代表的な操作において、ダイヤフラムは、
比較的かたい構造（骨、軟骨）の上にある放射状の尺骨
側の表面的な一時的又は類似の表層動脈の上の組織の上
に置かれる。又ダイヤフラムは略中心が血管の上に位置
するようにおかれる。このことはダイヤフラムのどの部
分が脈動する内腔の圧力の変化によって最大の力強い変
形受けるかを決定することによって達成される。ダイヤ
フラムは血管の径よりも長いので、ダイヤフラムは血管
の周辺に位置する組織部分の中の応力を測定する。血管
の周辺の組織を覆うダイヤフラムの領域は人工のものに
よって起されたその組織の中の応力に反応する。この信
号は関係する血管の応力測定信号における人工物の動作
の効果を除去するために用いられる。偏平化における多
少の変化が減少させられ、修正させられた応力測定の決
定は、血管の上の直接の応力測定からの平均の横応力の
部分を引き去ることによって達成される。引去られるべ
き横応力の部分は結果として生ずる血管の信号の中に含
まれる雑音を極小化するように連続的に調整される。
【００１３】電磁エネルギ源の強さは計測の間並びにカ
リブレーション（較正）の間も一定で保たれるのが理想
である。しかし実際上は仲々これは達成することは困難
である。温度は変り又時効変化其他の要素によって光の
強さも変化する。計測誤差の可能性を減らすためにエネ
ルギ源の強さを自動的に調整する手段が用いられてい
る。エネルギ源の強さは、ダイヤフラムからの反射を含
まない別の方法で直接計測される。計測された出力は、
希望されるレベルと比較され、得られた相異は自動的に
エネルギ源の強さが差が０となるように調整するために
用いられる。このフイートバックの調整はエネルギ源の
安定を保証する。
【００１４】１つの実施例においては、第１のダイヤフ
ラムに対して追加の類似形のダイヤフラムが血管に沿っ
て基部及び未梢の場所に置かれている。殆んどの血管の
解剖学的構造はその長さに沿って変化し、監視用には血
管に沿って好ましい位置がある筈である。複数のダイヤ
フラムによってこの好ましい位置からの計測の決定と維
持が早くできるようになされる。本願発明の其の他の形
式利点は下記の詳細な記述と実例をあげて発明の特徴を
示す添付図面によって明らかとなろう。
【００１５】表示する目的のためのみに添付された図面
から判るように、本願発明は、関係する下に横たわる血
管の中の圧力波形を伸び拡げさせることなく監視する張
力測定装置によって具体化されている。図１及び図２に
は張力測定装置は手で持てる探測機１０の形をして居
り、これは少くとも１つの４角のダイヤフラム１２をも
ち、このダイヤフラムは動脈のような血管１４の上にあ
る組織の上に置かれ、又ダイヤフラム１２の変形を探知
するための手段を含む。図２に示されたよう血管１４は
下にあるかたい骨の構造１５の上に配置されている。目
下好まれている１つの実施例においては、ダイヤフラム
１２は反射板であり、光源１６があって光を供給し、複
数の光学的フアイバ１８があって与えられた光を反射す
るダイヤフラム１２に移送する。この張力測定装置には
又多数の光をうける光学フアイバー２０があってダイヤ
フラム１２から反射された光を受け、フオトトランジス
タのような光の変換器があって、ダイヤフラム１２から
受けた光の量を測定２２しこれに反応して電気信号を発
生する。発生された信号プロセッサ２１に与えられ、こ
んどはプロセッサが表示器２３に波形を与える。
【００１６】受光光学フアイバ２０によって受取られる
光の量の変化は、血管１４の上と横両方の接触組織の応
力に比例する。これらの応力は心臓収縮時、拡張時及び
平均の圧力に相互に関連手で持った探測機１０の位置に
指導を与える。
【００１７】張力測定装置１０を血管１４の上にある組
織２４に用いるときには図２に示すように血管１４を押
付け平らにするために足るだけの力が用いられる。限ら
れた量の血管の偏平化により血管の通常の弯曲をとり除
き血管の流体圧力をダイヤフラム１２に伝達することが
できる。斯くしてこの領域における血管の壁１４は一般
的に組織２４の表面に平行に横たわるようにされる。血
管の壁の曲げ応力は基本的に除去されるので組織表面で
探知される応力が実質的には動脈の中の圧力に比例す
る。
【００１８】本願発明の原理に従って作られた張力測定
装置は対象となり血管１４の上にある組織の中の応力を
測定する。図１に示すように、張力測定装置１０は、組
織２４の変形と血管１４の偏平化のためにその１部が用
いられる平面２８をもつケーシング２６と、このケーシ
ング２６の中に取付けられた少くとも１つのダイヤフラ
ム部材とから成立っている。このダイヤフラム１２は血
管１４に近い組織２４と接触しておかれるように用いら
れ、血管１４に隣接する組織の応力に対応して連続的に
移動されることができるものである。
【００１９】この実施例におけるダイヤフラム１２は薄
い連続する板から成立っており、対象となる代表的な血
管の直径の３倍乃至約８倍の長さの寸法を持っている。
ダイヤフラム１２は目下のところステンレスステイール
で作られている。但しこれは他の金属例えばアルミニウ
ム、銅、及び適当な変形し得る又反射し得るプラステイ
ックフイルム又は貼り合わせ又は其の他の材料から製作
することもできる。この実施例においてはダイヤフラム
１２の光学フアイバに面している表面は高反射するよう
にコートされ、斯くして、光を発する光学フアイバ１８
のための反射目標面を与えている。光を発するフアイバ
１８及び光を受取るフアイバ２０は図１及び図３に示す
ように束状で位置することができる。
【００２０】図３に関しては光学フアイバの束が示され
ている。中心のフアイバ１８はダイヤフラム１２の部分
を照らすためのものであり、一方周囲のフアイバ２０は
ダイヤフラム１２によって反射された光を受ける。他の
実施例においては図３の如くフアイバは同心的には配置
されず無作為に配置され得る。
【００２１】図２、図４及び図５に関しては光を発する
フアイバ１８はダイヤフラム１２のオーバーラップ（重
なり合った）照明を与えている。光源１６は光を発する
フアイバ１８に光を供給し、これから反射するダイヤフ
ラム１２に照明を送り、今度はダイヤフラム１２がこの
照明を反射する。反射された照明は受取り光フアイバ２
０によって受光し光探知機２２（図２）に運ばれ、反射
するダイヤフラム１２から受けた光に比例して信号を与
える。受取りフアイバ２０の光束（ビーム）も重なり合
っている。この結果を得るためには高い数字の口径を有
するフアイバが用いられる。この信号は信号処理手段３
０によって受け取られる。フアイバの束がオーバーラッ
プしている特徴のために信号と雑音のレベルが増加し
（Ｓ／Ｎ比）同時に連続したスムーズなカーブで表わさ
れた圧力波形が許される。
【００２２】レーザー光線高出力のランプ及光を発射す
るダイオードが電磁放射の大替源として用いられる。但
しこの中では白熱ランプが現在では好まれている光源で
ある。白熱電球は勿論自己制御するが、安定する迄に４
０〜５０分を要する。光源における不安定性は、そのよ
うな不安定性を補う手段が用いられないと、波形の読み
に不正確さを生ずる結果となる。図２を見るとランプ１
６の出力について制御する一つの手段は、追加の光学フ
アイバー３０を、ランプの出力を直接探知器３２へ導
き、探知された信号をランプ制御３４にあたえるため
に、光フアイバを用いることである。図５に示されたフ
イードバック制御回路はランプの強さをその電流を制御
することによって調整するよう実行された。何故ならラ
ンプの出力は非直線的な機能を持ち、電流の安定性が重
要である。振動を防ぐために、誤差増巾フイードバック
回路の中にＲＣフイルターが設けられている。これによ
って長い間の時間に亘って誤差なしにランプの強さを一
定に有効に保つものである。図５に示す実施例におい
て、抵抗Ｒ１びＲ２は１０Ｋオームであった。抵抗Ｒ３
は２０Ｋオーム、装置Ｄ１はＭＲＤ３６Ｎであり、装置
Ｄ２はＣＡ３１４０Ｔ、トランジスタＴ及びＴ２は２Ｎ
２２２２、トランジスタＴ３は４０４０９、ランプＬ１
は定格５Ｖ、１１５ｍａ、コンデンサＣ１は１０μＦ、
Ｃ２は１０００μＦであった。
【００２３】圧力の波形監視プロセスの間に起る動作は
張力測定装置が押付けている組織の中の応力に影響する
ことによって人工物を生み出すことができ、従って圧力
の測定を使用できなくしてしまうことができる。このよ
うな動作は患者又は運転者の動きのため血管に関して張
力計測装置のヘッドの移動における小さな変化のために
起り得るものである。本願発明の原理にしたがって、人
工物の動作は減少させられるか除去される。図６におい
ては、ダイヤフラム１２の中心部分３６は一般的に対象
となる血管１４の上に直接置かれることができる。一方
ダイヤフラムの端の領域３８は血管１４の周辺又は近接
した組織の上に置かれる。中心領域３６は血管の圧力の
応力及び人工物の作動によって起された応力を経験する
一方において、ダイヤフラム１２の端の領域は殆んど専
ら人工物の動作によって起された応力のみを経験する。
夫々の領域において受け取られるけれども、人工物の動
作によって起される応力は夫々の領域において同じでは
ない。従ってダイヤフラム１２の端の領域３で探知され
た人工物の動作の信号は、更に正確な波型を与え実質的
に患者の動作の影響を減らすために、中心部３６からの
信号と組合わされる。そのような修正に用いることので
きる回路が図７に示されている。
【００２４】本願発明の張力計測装置は血管のすぐ上も
血管から離れても両方の領域において組織の接触応力を
計ることができるので、圧力の波型プラス変位のノイズ
〔ｓ（ｔ）と称する〕との組合せの信号が与えられ、更
に変位のノイズのみを代表する信号〔Ｎ（ｔ）と称す
る〕も与えられ得る。理想的には時間と共に変る（ハイ
パスでフイルタされた）ノイズ信号〔Ｎｆ（ｔ）〕の要
素をのぞましくない変位の変動を補正するために圧力信
号Ｓ（ｔ）から単に引き去ることが可能であろう。かく
して補正された信号は単純に次の通り； Ｐ補正（ｔ）＝Ｓ（ｔ）−Ｎｆ（ｔ）
【００２５】実際上血管の丁度真上の組織の中で発生さ
れた変位のノイズの振巾は血管から遠く離れた組織の中
に生じた振巾からは異っている。若しも関係が一定に保
たれるならば、補正された圧力は次の通りとなる； Ｐ補正（ｔ）＝Ｓ（ｔ）−ＡＮｆ（ｔ） ここではＡとは一定の乗ずる係数である。
【００２６】若し中央部と横の動作に誘起されたノイズ
の間の関係が凡ての個々のものに一定であれば、一定の
係数Ａが上記の式に用いられる。不幸にしてある領域に
生じた人工物の圧力は他の部分における圧力に関して与
えられた個体に対しても時間の経過に対し一定ではな
い。再び図６の戻ると、組織はたとえばマットレスの中
の一連のスプリングとして代表される。夫々のスプリン
グによって生ずる力の量はその変位Ｘにスプリングの常
数Ｋを乗じて与えられる。実際の組織において夫々の
“スプリング”に対する常数は、粘弾性のある流れ、灌
流の変化温度、其他を含む要素のために時間と共に変化
する。はなれた領域に含まれるノイズ〔Ｎ（ｔ）〕と、
丁度血管の上の信号のノイズの部分との間の関係が変化
し得るために、補正を与えるために上記の“Ａ”のよう
な単純に一つの比率の係数をきめることは正確ではな
い。このようにしてＮｆ（ｔ）に適用される係数を動的
に選ぶ方法が用いられる。
【００２７】図７においては、血管１４の直上からの信
号はＳ（ｔ）によって示され血管の直上から離れた領域
からの信号はＮｆ（ｔ）で示される。常数Ａは、ハイパ
スフイルター（高いものを通す）されたノイズ信号に乗
ずる変数“ａ”によって置換えられる。“ａ”の値は１
つの実施例においては次のようにして決定される。第１
にノイズの経路の計量の要素と時間と共に変化する要素
の積が形成される； （ａ＋ｄＡ）×Ｎｆ（ｔ）及び（ａ−ｄＡ）×Ｎｆ
（ｔ） ここにおいてｄＡは、代表的には０から１の範囲にある
Ａの５％より少い常数として選ばれており、したがって
代表的なｄＡの値は０．０５である。ｄＡのより少ない
値をえらぶことは“ａ”の最良値をきめる又は調整する
ためにより時間がかかる結果となる。何故なら大きな値
ほどノイズを消す効果が少い結果となるからである。こ
こに用いられたように×印は乗ずることを意味する。
【００２８】第２にこれらの計量されたノイズ信号とハ
イパスフイルターで除去されたパルス信号Ｓｆ（ｔ）の
時間と共に変化する部分との間の差は差の増巾器４４に
よる等して形成される； 相違信号＝Ｓｆ（ｔ）−（ａ±ｄＡ）×Ｎｆ（ｔ） 第３に相違信号は２乗されて差の振巾に比例する２つの
信号を発生する； 差の２乗＝相違信号２ 第４に２乗された装置信号４６はローパスフイルター４
８を通過し、この時間の反応は多くの心拍にわたるフイ
ルタによって処理される。１つの場合のこのシステムの
運転を示せば、ノイズの信号が０のときには、フイルタ
ーの出力はハイパスフイルターされたパルス信号（時間
と共に変化する部分）が２乗され更にローパスフイルタ
ーされる。２乗すると云う操作はパルス信号を一方向性
のものとします。即ち常に０に関してプラスでありま
す。ローパスフイルターの効果はこの信号において２乗
されたパルス信号の平均値を見出すことである。かくし
てこの条件の下において２つのＬＰＦ１及びＬＰＦ２か
らの出力は、２乗されたパルス信号の平均であり比較器
５０の双方の入力において同じである。これらの条件の
下で比較器の出力は比較的安定した状態に保たれて１つ
か２つの数を上又は下に振替える。
【００２９】ノイズ信号がパルス信号とノイズ信号の両
方の経路において最終の値をもつと、相違させる乗ずる
数（ａ＋ｄＡ及びａ−ｄＡ）はパルス信号に加えられる
ノイズのエネルギの大きな部分又は小さい部分を起させ
る。この結果ＬＦＰの一つにおいては他のものにおける
より大きい平均を生ずる。
【００３０】第５に比較器５０は“ａ”の値を、最低の
ＬＰＦの出力（例えば最小のノイズ）を生ずる値に向っ
てデジタルからアナログへの変換器５４と上下のカウン
ター５２によって増加又は減少させる。この手順が進行
すると結局“ａ”の最良値が見出される（即ち最小の平
均２乗誤差）。それから“ａ”の変化の方向は逆とな
る。何故ならば“ａ”が同じ方向に更に変化することは
誤差を増大する方向に動くことになるからであります。
この自動的な逆転は、最大の平均ノイズレベルを発生し
ている反対のＬＰＦのために起る。
【００３１】第６にノイズの減少した出力の波型を生む
ために比較器５０からのもともとのノイズを含んだパル
ス信号は、差増巾器５８の中の２つのスイッチ５６の１
つによって自動的にえらばれたフイルターされたノイズ
経路の信号を、最良の“ａ”±ｄＡに乗じたものと組合
わされる。その結果は； Ｐ出力（ｔ）＝Ｓ（ｔ）−（ａ±ｄＡ）Ｎｆ（ｔ）
【００３２】この実施例においてａ＋ｄＡ又はａ−ｄＡ
の自動的な選択は比較器５０の出力をスイッチ１及び２
の制御として用いることによって達成される。もし比較
器５０の出力が正しければ、これはＬＰＦ１が最高のノ
イズエネルギを持っていることを示す。このことは又Ｌ
ＰＦ２がその出力に最小のノイズ（ａ−ｄＡの係数に対
応する）を持つことを意味する。比較器の本当の状態
は、最もノイズのない出力を得るために、入ってくる血
管の信号Ｓ（ｔ）な加えられる、（ａ−ｄＡ）項を乗ぜ
られたノイズ信号を生ずる。
【００３３】差引かれるべき横の応力の部分は、結果と
して生ずる血管の信号の中に含まれるノイズを最小とす
るために連続してその部分を調整することによって決定
される。使用される最適の係数は血管の信号の平均の２
乗されたノイズ成分をへらすために、２つの少し違った
係数の性能をテストして決定される。それから係数は、
最低の平均２乗ノイズ成分を生むために必要に応じて増
減される。差引かられるべき横の応力の部分は結果とし
て生ずる血管の信号の中に含まれるノイズを最小とする
ように連続して部分を調整することによって決定され
る。
【００３４】本願発明の原理に基く圧力波形の監視装置
の一つの利点は図２に示すように血管１４の領域におい
て組織を横切って、連続した応力の輪郭の測定が可能で
あると云うことである。手で保持できる探測機１０（図
１）は使用者によって位置され、四角のダイヤフラム１
２（図２）の長軸は、血管の上及び血管のどちらかの側
の組織に対して血管１４の軸に垂直に向けられている。
連続的な応力の輪郭の測定は同時に表示スクリーン３２
上に（図１）相互作用方式で見ることができるのがのぞ
ましい。ダイヤフラムの特足の領域が血圧を監視するた
めにえらばれる。
【００３５】１つの実施例においてはえらばれたステン
レススチールのダイヤフラムの寸法は巾０．８１ｍｍ厚
さ０．００５ｍｍであった。この寸法と光学的フアイバ
ーの感度のデータをもって圧力の感度は３．５ｍＶ／ｍ
ｍＨｇと推定される。凡ての経路のフアイバ変形センサ
は記録され、サンプルにインプットしアナログデイジタ
ル変換器をもち、コンピュータ分析用に数値化される。
【００３６】斯くして本願発明による圧力波形監視装置
は対象となる血管の上と周囲の組織の上の連続したダイ
ヤフラムを用いることにより、連続した圧力の波型のカ
ーブを与えるものである。この監視装置は連続したカー
ブを得るためにセンサのビームをオーバーラップするこ
とによって信号の平均化をすることができる。この監視
装置は又心臓が収縮するとき及び拡大するときの圧力の
みでなく全体の波型を提供することができる。プロセッ
サの中には、比較の目的又は他の操作のためにデータを
数値的に記憶する手段が含まれている。
【００３７】図８には２組の光学フアイバの束６０、６
２を持った一つの実施例が示されています。単一のダイ
ヤフラム１４が両方の組をカーバしています。光学フア
イバ束６０、６２は夫々別々の溝６４、６６の中に位置
し張力計測装置のヘッド６８の中に形成されている。多
数のダイヤフラムを使用することによって張力計測装置
のヘッドを対象となる血管の上において、血管に沿って
多数の圧力波形を得ることができます。この中の一つは
他のものよりもよいことがあります。血管の構造は長さ
に沿って変化することは知られて居ります。そのような
変化の中には上によこたわる組織の厚さ、血管の下及び
側面の骨、靭帯、筋肉鍵の位置とかたさ、及び血管の寸
法を含むものであります。従って血管に沿って圧力波形
を監視するのに良い位置がある筈であります。
【００３８】もう一つの実施例は図９に示されて居り、
ここでは可動の鏡７０、発振器７２からの光束をダイヤ
フラム１２へ反射するために用いられダイヤフラムはこ
の光束を受光器７４に反射し、これは反射された光の強
さと位置を決定する。
【００３９】もう一つの実施例においては光源と探知器
はダイヤフラムのすぐ近くに置かれて、反射するダイヤ
フラムに隣接して一列になったＬＥＤの列と、光を発射
する列のとなりの別の列に光探知器の系列とを、ダイヤ
フラムからの反射された光を受けるために使用してい
る。この方法では光学フアイバが不要である。
【００４０】いくつかの本願発明の特別な形式が示され
記述されたが色々な改良が本願発明の範囲から逸脱する
ことなく可能である。従って本願発明は別添特許請求の
範囲によるもの以外は特に制限されるものではない。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は本願発明の張力測定装置でケーシングの
中に入り、連続したダイヤフラムをもつものを表示して
いる。
【図２】図２は本願発明の原理に従った張力測定装置の
スケマテイックな図であります。
【図３】図３は連続的なダイヤフラムと一緒に使用され
る光フアイバーケーブルの束の配置の一例のスケマテイ
ックな図であります。
【図４】図４は連続的なダイヤフラムを照射する光フア
イバの光束のオーバーラップの部分的外観図でありま
す。
【図５】図５は白熱光源の出力を制御のために用いられ
る回路の実例のスケマテイックな図面であります。
【図６】図６は対象となる血管の上部と周辺両方の組織
に関するダイヤフラムの機能のスケマテイックな外観図
であります。
【図７】図７はダイヤフラムとダイヤフラムの変形の探
知器と共に使用することのできる処理回路のスケマテイ
ックなブロック線図であります。
【図８】図８は２枚のダイヤフラムを持つ圧力探知器の
他の実施例の鳥轍図であります。
【図９】図９は反射器を横切る光を走査するための可動
の鏡をもつ実施例のスケッチであります。
【符号の説明】
１０ 探測機（プローベ） １２ ダイヤフラム １４ 血管 １５ 骨の構造 １６ 光源 １８ 光学的フアイバ ２０ 受光フアイバ ２１ プロセッサ ２２ 光トランジスタ ２３ 表示器 ２４ 組織 ２８ 平面 ３０ 信号処理手段 ３２ 探知器 ３４ ランプ制御 ３６ ダイヤフラム中心部分 ３８ ダイヤフラムの端の領域 ４０ ハイパスフイルタ ４４ 差の増巾器 ４６ 相違信号の２乗 ４８ ローパスフイルタ ５０ 比較器 ５２ カウンタ ５４ デジタルーアナログ変換器 ５６ スイッチ ５８ 差の増巾器 ６０、６２ 光学フアイバの束 ６４、６６ 溝 ６８ ヘッド ７０ 鏡 ７２ 発振器 ７４ 受光器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ロバート デイ バタフイールド アメリカ合衆国 カリフオルニア州 92064 パウエイ パウエイ ヴアリイ ロード 13980 (72)発明者 エドワード ジエイ チヤシオ アメリカ合衆国 ニユー ジヤージー州 08034 チエリイ ヒル リチヤード ロ ード 819

Claims (15)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 血管の中の圧力の波形を伸び拡がること
    なく監視する圧力波形監視装置において、血管を覆う組
    織と血管に隣接する組織に対して押付け、押付けられた
    組織の中の応力に反応して予め定められた長さを横切っ
    て連続的に変形されるダイヤフラムと；ダイヤフラム手
    段に沿って変形を探知し、周囲の組織に対して押付けら
    れるときにダイヤフラムの変形を代表する周囲の応力の
    信号を与え、血管を覆う組織に対して押付けられたとき
    にダイヤフラムの変形を代表する血管の応力信号を与え
    るセンサ手段と；周辺の応力信号を受け、血管の応力信
    号から周辺の応力信号を除去するために周辺の応力信号
    を血管の応力信号と順応して組合わせ、その組合わせを
    代表する波形を与えるデータ処理手段とから成立つこと
    を特徴とする圧力波形監視装置。
  2. 【請求項２】 請求項１に記載の圧力波形監視装置にお
    いて、センサ手段はダイヤフラムの予め定められた長さ
    を横切って連続した探知を与えるためのものであり、そ
    の長さは血管全部を横切って伸び周辺の組織を含むよう
    に選ばれていることを特徴とする圧力波形監視装置。
  3. 【請求項３】 請求項１に記載の圧力波形監視装置にお
    いて、ダイヤフラムは組織に対して押付けられるのに用
    いられない側の表面は反射面を持ち、センサは電磁波を
    当該反射面に向けて放射する手段と、当該反射面から反
    射された電磁波を計測する手段と、受け取った反射され
    た電磁波の量を代表する信号を発生する手段とから成り
    立つことを特徴とする圧力波形監視装置。
  4. 【請求項４】 請求項３に記載の圧力波形監視装置にお
    いて、当該電磁波の放射は可視光線、赤外線、及び紫外
    線よりなるグループの中から選ばれることを特徴とする
    圧力波形監視装置。
  5. 【請求項５】 請求項３に記載の圧力波形監視装置にお
    いて、当該電磁波の放射手段は、反射面に対してエネル
    ギを導く光学フアイバ手段より成り、この計測手段は反
    射面から反射されるエネルギを受取る受取り側の光フア
    イバ手段とから成ることを特徴とする圧力波形監視装
    置。
  6. 【請求項６】 請求項５に記載の圧力波形監視装置にお
    いて、当該放射光フアイバ手段と受取り光フアイバ手段
    とは、当該ダイヤフラム部材の当該反射面に隣接する列
    状に配置されていることを特徴とする圧力波形監視装
    置。
  7. 【請求項７】 請求項１に記載の圧力波形監視装置にお
    いて、当該反射面に導かれる当該エネルギの調節する手
    段が当該エネルギの供給源にもどるフイードバック回路
    をふくめて追加されていることを特徴とする圧力波形監
    視装置。
  8. 【請求項８】 請求項１に記載の圧力波形監視装置にお
    いて、データ処理手段は血管応力信号から周辺応力信号
    を差引くことを特徴とする圧力波形監視装置。
  9. 【請求項９】 請求項１に記載の圧力波形監視装置にお
    いて、データ処理手段は２つの増加して異る比例係数に
    より生ずるノイズの２乗の平均を比較し、繰返えして係
    数をノイズを最小とする方向に調節することを特徴とす
    る圧力波形監視装置。
  10. 【請求項１０】 血管の中の圧力の波形を伸び拡がるこ
    となく監視する圧力波形監視装置において血管を覆う組
    織と血管に隣接する組織に対して押付け、押付けられた
    組織の中の応力に反応して予め定められた長さを横切つ
    て連続的に変形されるダイヤフラムと；ダイヤフラム手
    段の予め定められた長さに沿って変形を連続的に探知
    し、その選ばれた長さは血管の直径を横切り周辺の組織
    を含めて全体に伸び、周辺の組織に対して押付けられた
    ときにダイヤフラムの変形を代表する周辺応力信号を与
    え、血管を覆う組織に対して押付けられたときにダイア
    ヤフラムの変形を代表する血管の応力信号を与えるセン
    サ手段と；周辺の応力信号を受け、血管の応力信号から
    周辺の応力信号を除去するために周辺の応力信号を血管
    の応力信号と順応して組合わせ、その組合わせを代表す
    る波形を与えるデータ処理手段とから成立つことを特徴
    とする圧力波形監視装置。
  11. 【請求項１１】 請求項１に記載の圧力波形監視装置に
    おいて、データ処理手段は血管応力信号から周辺の応力
    信号を差引くことを特徴とする圧力波形監視装置。
  12. 【請求項１２】 血管の中の圧力の波形を伸び拡がるこ
    となく監視する方法であって、血管を覆う組織と血管に
    隣接する組織に対して押付け、押付けられた組織の中の
    応力に反応して予め定められた長さを横切って連続的に
    変化され、当該長さは血管の直径よりも大きいダイヤフ
    ラムをもち；ダイヤフラム手段に沿った変形を探知し；
    周辺の組織に対して押付けられたときに、ダイヤフラム
    の変形を代表する周辺応力の信号を与え；血管の応力信
    号から周辺の応力信号を取除くため血管応力信号を周辺
    組織の応力信号と順応して組合せ；そのような組合わせ
    の代表する波形信号を与えることを特徴とする圧力波形
    を伸び拡がることなく監視する方法。
  13. 【請求項１３】 請求項１２に記載の方法であって、血
    管の応力信号から周辺の応力信号を差引く手段より成る
    ことを特徴とする方法。
  14. 【請求項１４】 請求項１０に記載の圧力波形監視装置
    において、データ処理手段は２つの増加して異る比例係
    数により生ずるノイズの２乗の平均を比較し、繰返えし
    て係数をノイズを最小とする方向に調節することを特徴
    とする圧力波形監視装置。
  15. 【請求項１５】 請求項１２に記載の方法において、順
    応して組合わせる手段は２つの増加して異る比例係数に
    より生ずるノイズの２乗の平均比較し、繰返えして係数
    をノイズを最小とする方向に調節する手段から成ること
    を特徴とする方法。
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