JPH08215156A - 末梢循環状態監視装置 - Google Patents
末梢循環状態監視装置Info
- Publication number
- JPH08215156A JPH08215156A JP7029235A JP2923595A JPH08215156A JP H08215156 A JPH08215156 A JP H08215156A JP 7029235 A JP7029235 A JP 7029235A JP 2923595 A JP2923595 A JP 2923595A JP H08215156 A JPH08215156 A JP H08215156A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pulse wave
- peripheral circulation
- pressure
- living body
- phase difference
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
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
- A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
- A61B5/02116—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics of pulse wave amplitude
-
- 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
-
- 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
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0285—Measuring or recording phase velocity of blood waves
-
- 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
- A61B5/02225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the oscillometric method
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Hematology (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 生体の末梢循環状態およびその変化を正確に
把握できるようにする末梢循環状態監視装置を提供す
る。 【構成】 位相差算出手段８０において、圧脈波および
カフ脈波の位相差ＤDPが算出されると、末梢循環抵抗決
定手段８２においては、生体の末梢循環抵抗とその生体
の相互に異なる部位において検出される脈波の位相差と
の間の関係から、上記位相差算出手段８０によって算出
された実際の位相差ＤDPに基づいて、生体の末梢循環抵
抗ＲBFが算出される。その末梢循環抵抗ＲBFが高ければ
末梢循環状態が悪くなる一方、反対に末梢循環抵抗ＲBF
が低ければ末梢循環状態がよくなるというように、末梢
循環抵抗ＲBFと末梢循環状態とは相互に密接な関係があ
るから、上記末梢循環抵抗決定手段８２により決定され
た生体の末梢循環抵抗ＲBFにより、生体の末梢循環状態
およびその変化を正確に把握できるようになる。
把握できるようにする末梢循環状態監視装置を提供す
る。 【構成】 位相差算出手段８０において、圧脈波および
カフ脈波の位相差ＤDPが算出されると、末梢循環抵抗決
定手段８２においては、生体の末梢循環抵抗とその生体
の相互に異なる部位において検出される脈波の位相差と
の間の関係から、上記位相差算出手段８０によって算出
された実際の位相差ＤDPに基づいて、生体の末梢循環抵
抗ＲBFが算出される。その末梢循環抵抗ＲBFが高ければ
末梢循環状態が悪くなる一方、反対に末梢循環抵抗ＲBF
が低ければ末梢循環状態がよくなるというように、末梢
循環抵抗ＲBFと末梢循環状態とは相互に密接な関係があ
るから、上記末梢循環抵抗決定手段８２により決定され
た生体の末梢循環抵抗ＲBFにより、生体の末梢循環状態
およびその変化を正確に把握できるようになる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体の末梢循環抵抗に
基づいて末梢循環状態を監視するための末梢循環状態監
視装置に関するものである。
基づいて末梢循環状態を監視するための末梢循環状態監
視装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】たとえば、手術室或いは集中治療室にお
いて患者を監視するに際しては、血圧値が用いられる場
合が多い。しかしながら、血圧値は圧力に過ぎないか
ら、血圧値がある程度の値を示しているからと言って血
液が充分に循環しているとは限らない。このため、生体
の末梢循環状態を知るために、患者の手先や足先などの
末梢部に接触してその末梢部の体温が低いか否かも医療
従事者の監視情報の１つとされている位である。
いて患者を監視するに際しては、血圧値が用いられる場
合が多い。しかしながら、血圧値は圧力に過ぎないか
ら、血圧値がある程度の値を示しているからと言って血
液が充分に循環しているとは限らない。このため、生体
の末梢循環状態を知るために、患者の手先や足先などの
末梢部に接触してその末梢部の体温が低いか否かも医療
従事者の監視情報の１つとされている位である。
【０００３】これに対し、生体の基幹部の血圧値と末梢
部の血圧値とを測定し且つ共通の時間軸上において両者
を並列的にトレンド表示させることにより、生体の末梢
循環状態の変化を的確に且ついち早く発見できるように
する提案が為されている。たとえば、本出願人が先に出
願し且つ公開された特開昭６１−１１９２３９号に記載
された血圧モニタ装置がそれである。
部の血圧値とを測定し且つ共通の時間軸上において両者
を並列的にトレンド表示させることにより、生体の末梢
循環状態の変化を的確に且ついち早く発見できるように
する提案が為されている。たとえば、本出願人が先に出
願し且つ公開された特開昭６１−１１９２３９号に記載
された血圧モニタ装置がそれである。
【０００４】
【発明が解決すべき課題】しかしながら、上記従来の装
置によれば、生体の末梢循環状態の変化がトレンド表示
から判定され得るけれども、生体の基幹部の血圧値と末
梢部の血圧値の変化をそれぞれ示す２つの曲線を対比し
て監視人が定性的に判定する必要があることから、ある
程度の熟練を必要とししかも末梢循環状態の変化を定量
的に知ることが不可能であった。特に、全身麻酔状態に
おける患者の容体を監視するに際しては、神経の興奮、
血圧調整剤、体温などの影響により末梢循環状態の変化
が大きいので、上記のようなことが重要な観察事項とな
る。
置によれば、生体の末梢循環状態の変化がトレンド表示
から判定され得るけれども、生体の基幹部の血圧値と末
梢部の血圧値の変化をそれぞれ示す２つの曲線を対比し
て監視人が定性的に判定する必要があることから、ある
程度の熟練を必要とししかも末梢循環状態の変化を定量
的に知ることが不可能であった。特に、全身麻酔状態に
おける患者の容体を監視するに際しては、神経の興奮、
血圧調整剤、体温などの影響により末梢循環状態の変化
が大きいので、上記のようなことが重要な観察事項とな
る。
【０００５】本発明は、以上の事情を背景として為され
たものであり、その目的とするところは、生体の末梢循
環状態およびその変化を正確に把握できるようにする末
梢循環状態監視装置を提供することにある。
たものであり、その目的とするところは、生体の末梢循
環状態およびその変化を正確に把握できるようにする末
梢循環状態監視装置を提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための第１の手段】上記目的を達成す
るための本発明の要旨とするところは、生体の末梢循環
抵抗に基づいて末梢循環状態を監視するための末梢循環
状態監視装置であって、(a)前記生体の相互に異なる部
位においてその生体の心拍に同期して発生する脈波をそ
れぞれ検出する一対の脈波センサと、(b) それら一対の
脈波センサにより検出される各脈波の位相差を算出する
位相差算出手段と、(c) 前記生体の末梢循環抵抗とその
生体の相互に異なる部位において検出される脈波の位相
差との間の予め設定された関係から、前記位相差算出手
段によって算出された実際の位相差に基づいて、その生
体の末梢循環抵抗を決定する末梢循環抵抗決定手段と
を、含むことにある。
るための本発明の要旨とするところは、生体の末梢循環
抵抗に基づいて末梢循環状態を監視するための末梢循環
状態監視装置であって、(a)前記生体の相互に異なる部
位においてその生体の心拍に同期して発生する脈波をそ
れぞれ検出する一対の脈波センサと、(b) それら一対の
脈波センサにより検出される各脈波の位相差を算出する
位相差算出手段と、(c) 前記生体の末梢循環抵抗とその
生体の相互に異なる部位において検出される脈波の位相
差との間の予め設定された関係から、前記位相差算出手
段によって算出された実際の位相差に基づいて、その生
体の末梢循環抵抗を決定する末梢循環抵抗決定手段と
を、含むことにある。
【０００７】
【作用および第１発明の効果】このようにすれば、位相
差算出手段が一対の脈波センサにより検出される各脈波
の位相差を算出すると、末梢循環抵抗決定手段は、生体
の末梢循環抵抗とその生体の相互に異なる部位において
検出される脈波の位相差との間の予め設定された関係か
ら、上記位相差算出手段によって算出された実際の位相
差に基づいて、その生体の末梢循環抵抗を決定する。こ
の末梢循環抵抗が高ければ末梢循環状態が悪くなる一
方、反対に末梢循環抵抗が低ければ末梢循環状態がよく
なるというように、末梢循環抵抗と末梢循環状態とは相
互に密接な関係があるから、本発明によれば、末梢循環
抵抗決定手段により決定された生体の末梢循環抵抗によ
り、生体の末梢循環状態およびその変化を正確に把握で
きるようになる。
差算出手段が一対の脈波センサにより検出される各脈波
の位相差を算出すると、末梢循環抵抗決定手段は、生体
の末梢循環抵抗とその生体の相互に異なる部位において
検出される脈波の位相差との間の予め設定された関係か
ら、上記位相差算出手段によって算出された実際の位相
差に基づいて、その生体の末梢循環抵抗を決定する。こ
の末梢循環抵抗が高ければ末梢循環状態が悪くなる一
方、反対に末梢循環抵抗が低ければ末梢循環状態がよく
なるというように、末梢循環抵抗と末梢循環状態とは相
互に密接な関係があるから、本発明によれば、末梢循環
抵抗決定手段により決定された生体の末梢循環抵抗によ
り、生体の末梢循環状態およびその変化を正確に把握で
きるようになる。
【０００８】ここで、上記一対の脈波センサは、動脈か
ら発生する圧脈波を検出するために生体の動脈の真上に
装着される圧力センサ、生体のインピーダンスの変化で
あるインピーダンス脈波を検出するために電極が生体の
皮膚に接触させられるインピーダンス脈波センサ、動脈
壁の変位或いは振動を超音波を用いて検出するために皮
膚に接触させられる超音波脈波センサ、たとえばパルス
オキシメータや脈拍計などに用いられるような光の透過
光或いは反射光の変化である光電脈波を検出するために
生体の皮膚の上に装着される光電脈波センサなどが用い
られ得、たとえば左右の腕、或いは上腕と頭部、腕と足
などのように生体の相互に異なる部位に装着される。ま
た、前記位相差算出手段により算出される位相差は、た
とえば前記一対の脈波センサによりそれぞれ検出された
脈波間の上ピークまたは下ピークの間隔から求められ
る。
ら発生する圧脈波を検出するために生体の動脈の真上に
装着される圧力センサ、生体のインピーダンスの変化で
あるインピーダンス脈波を検出するために電極が生体の
皮膚に接触させられるインピーダンス脈波センサ、動脈
壁の変位或いは振動を超音波を用いて検出するために皮
膚に接触させられる超音波脈波センサ、たとえばパルス
オキシメータや脈拍計などに用いられるような光の透過
光或いは反射光の変化である光電脈波を検出するために
生体の皮膚の上に装着される光電脈波センサなどが用い
られ得、たとえば左右の腕、或いは上腕と頭部、腕と足
などのように生体の相互に異なる部位に装着される。ま
た、前記位相差算出手段により算出される位相差は、た
とえば前記一対の脈波センサによりそれぞれ検出された
脈波間の上ピークまたは下ピークの間隔から求められ
る。
【０００９】
【課題を解決するための第２の手段】また、前記目的を
達成するためのものであって請求項２に対応する第２発
明の要旨とするところは、上記第１発明の構成要件に加
えて、前記生体の血圧値を測定する血圧測定手段をさら
に含み、前記末梢循環抵抗決定手段は、位相差および血
圧値を変数とする函数である前記予め設定された関係か
ら、実際の位相差および血圧値に基づいて末梢循環抵抗
を算出することにある。
達成するためのものであって請求項２に対応する第２発
明の要旨とするところは、上記第１発明の構成要件に加
えて、前記生体の血圧値を測定する血圧測定手段をさら
に含み、前記末梢循環抵抗決定手段は、位相差および血
圧値を変数とする函数である前記予め設定された関係か
ら、実際の位相差および血圧値に基づいて末梢循環抵抗
を算出することにある。
【００１０】
【作用および第２発明の効果】このようにすれば、末梢
循環抵抗決定手段は、位相差および血圧値を変数とする
函数である前記予め設定された関係から、実際の位相差
および血圧値に基づいて末梢循環抵抗を算出することか
ら、末梢循環抵抗決定手段により一層正確に生体の末梢
循環抵抗が決定される。末梢循環抵抗は、正確には位相
差および血圧値の函数であるからである。したがって、
本発明によれば、生体の末梢循環状態およびその変化を
一層正確に把握できるようになる。
循環抵抗決定手段は、位相差および血圧値を変数とする
函数である前記予め設定された関係から、実際の位相差
および血圧値に基づいて末梢循環抵抗を算出することか
ら、末梢循環抵抗決定手段により一層正確に生体の末梢
循環抵抗が決定される。末梢循環抵抗は、正確には位相
差および血圧値の函数であるからである。したがって、
本発明によれば、生体の末梢循環状態およびその変化を
一層正確に把握できるようになる。
【００１１】
【課題を解決するための第３の手段】また、前記目的を
達成するためのものであって請求項３に対応する第３発
明の要旨とするところは、上記第１発明の構成要件に加
えて、前記脈波センサにより検出された脈波形状の立ち
下がり曲線に対応する下降指標値を算出する下降指標値
算出手段をさらに含み、前記末梢循環抵抗決定手段は、
その下降指標値算出手段により算出された下降指標値に
基づいて前記末梢循環抵抗を修正することにある。
達成するためのものであって請求項３に対応する第３発
明の要旨とするところは、上記第１発明の構成要件に加
えて、前記脈波センサにより検出された脈波形状の立ち
下がり曲線に対応する下降指標値を算出する下降指標値
算出手段をさらに含み、前記末梢循環抵抗決定手段は、
その下降指標値算出手段により算出された下降指標値に
基づいて前記末梢循環抵抗を修正することにある。
【００１２】
【作用および第３発明の効果】このようにすれば、末梢
循環抵抗決定手段は、上記下降指標値算出手段により算
出された下降指標値に基づいて末梢循環抵抗を修正する
ことから、一層正確に生体の末梢循環抵抗が決定され
る。
循環抵抗決定手段は、上記下降指標値算出手段により算
出された下降指標値に基づいて末梢循環抵抗を修正する
ことから、一層正確に生体の末梢循環抵抗が決定され
る。
【００１３】
【課題を解決するための第４の手段】また、前記目的を
達成するためのものであって請求項４に対応する第４発
明の要旨とするところは、前記第１発明の構成要件に加
えて、前記末梢循環抵抗決定手段により逐次決定された
末梢循環抵抗を時間系列的にトレンド表示するトレンド
表示手段をさらに含むことにある。
達成するためのものであって請求項４に対応する第４発
明の要旨とするところは、前記第１発明の構成要件に加
えて、前記末梢循環抵抗決定手段により逐次決定された
末梢循環抵抗を時間系列的にトレンド表示するトレンド
表示手段をさらに含むことにある。
【００１４】
【作用および第４発明の効果】このようにすれば、末梢
循環抵抗決定手段により逐次決定された末梢循環抵抗が
トレンド表示手段により時間系列的にトレンド表示され
るので、末梢循環抵抗の変化が容易に把握できる利点が
ある。
循環抵抗決定手段により逐次決定された末梢循環抵抗が
トレンド表示手段により時間系列的にトレンド表示され
るので、末梢循環抵抗の変化が容易に把握できる利点が
ある。
【００１５】
【課題を解決するための第５の手段】また、前記目的を
達成するためのものであって請求項５に対応する第５発
明の要旨とするところは、前記第２発明の構成要件にお
いて、前記血圧測定手段は、前記生体に装着されたカフ
の圧迫圧力を変化させることにより血圧値を測定するも
のであり、前記一対の脈波センサの一方は、前記カフ
と、そのカフの圧力を検出する圧力センサと、その圧力
センサにより検出されたカフ内の圧力のうち心拍に同期
して発生する圧力振動波を脈波として抽出する脈波弁別
回路とから成ることにある。
達成するためのものであって請求項５に対応する第５発
明の要旨とするところは、前記第２発明の構成要件にお
いて、前記血圧測定手段は、前記生体に装着されたカフ
の圧迫圧力を変化させることにより血圧値を測定するも
のであり、前記一対の脈波センサの一方は、前記カフ
と、そのカフの圧力を検出する圧力センサと、その圧力
センサにより検出されたカフ内の圧力のうち心拍に同期
して発生する圧力振動波を脈波として抽出する脈波弁別
回路とから成ることにある。
【００１６】
【作用および第５発明の効果】このようにすれば、血圧
測定手段は、生体に装着されたカフの圧迫圧力を変化さ
せることにより血圧値を測定するものであり、一対の脈
波センサの一方は、前記カフと、そのカフの圧力を検出
する圧力センサと、その圧力センサにより検出されたカ
フ内の圧力のうち心拍に同期して発生する圧力振動波を
脈波として抽出する脈波弁別回路とから成ることから、
血圧測定装置において必要とされる部品を共用すること
によって脈波センサの一方が構成される利点がある。
測定手段は、生体に装着されたカフの圧迫圧力を変化さ
せることにより血圧値を測定するものであり、一対の脈
波センサの一方は、前記カフと、そのカフの圧力を検出
する圧力センサと、その圧力センサにより検出されたカ
フ内の圧力のうち心拍に同期して発生する圧力振動波を
脈波として抽出する脈波弁別回路とから成ることから、
血圧測定装置において必要とされる部品を共用すること
によって脈波センサの一方が構成される利点がある。
【００１７】
【課題を解決するための第６の手段】また、前記目的を
達成するためのものであって請求項６に対応する第６発
明の要旨とするところは、前記第５発明の構成要件にお
いて、前記一対の脈波センサの他方は、生体の動脈に対
して皮膚の上から押圧されてその動脈に発生する圧脈波
を検出する圧脈波センサであることにある。
達成するためのものであって請求項６に対応する第６発
明の要旨とするところは、前記第５発明の構成要件にお
いて、前記一対の脈波センサの他方は、生体の動脈に対
して皮膚の上から押圧されてその動脈に発生する圧脈波
を検出する圧脈波センサであることにある。
【００１８】
【作用および第６発明の効果】このようにすれば、一対
の脈波センサの他方が、生体の動脈に対して皮膚の上か
ら押圧されてその動脈に発生する圧脈波を検出する圧脈
波センサであることから、連続血圧測定装置において必
要とされる圧脈波センサを共用できる利点がある。
の脈波センサの他方が、生体の動脈に対して皮膚の上か
ら押圧されてその動脈に発生する圧脈波を検出する圧脈
波センサであることから、連続血圧測定装置において必
要とされる圧脈波センサを共用できる利点がある。
【００１９】
【実施例】以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳
細に説明する。図１は、前記第１発明が適用された血圧
監視装置８の構成を説明する図である。
細に説明する。図１は、前記第１発明が適用された血圧
監視装置８の構成を説明する図である。
【００２０】図１において、血圧監視装置８は、ゴム製
袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の上腕部１２に
巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管２０を介し
てそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換弁１６、お
よび空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁１６
は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給状
態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、および
カフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態
に切り換えられるように構成されている。
袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の上腕部１２に
巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管２０を介し
てそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換弁１６、お
よび空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁１６
は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給状
態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、および
カフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態
に切り換えられるように構成されている。
【００２１】圧力センサ１４は、カフ１０内の圧力を検
出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２
および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別
回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含
まれる定常的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号Ｓ
Ｋを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を
介して電子制御装置２８へ供給する。
出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２
および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別
回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含
まれる定常的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号Ｓ
Ｋを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を
介して電子制御装置２８へ供給する。
【００２２】上記脈波弁別回路２４はバンドパスフィル
タを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ
1 を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変
換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。この脈
波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して
図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達される
圧力振動波であり、上記カフ１０、圧力センサ１４、お
よび脈波弁別回路２４は、一方の脈波センサとして機能
している。図２の上段の波形は、上記カフ１０を通して
検出されたカフ脈波の一例を示している。
タを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ
1 を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変
換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。この脈
波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して
図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達される
圧力振動波であり、上記カフ１０、圧力センサ１４、お
よび脈波弁別回路２４は、一方の脈波センサとして機能
している。図２の上段の波形は、上記カフ１０を通して
検出されたカフ脈波の一例を示している。
【００２３】上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ２９，Ｒ
ＯＭ３１，ＲＡＭ３３，および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を
出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御する。
ＯＭ３１，ＲＡＭ３３，および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を
出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御する。
【００２４】圧脈波検出プローブ３４は、前記カフ１０
が装着されているか或いは装着されていない上腕部１２
の動脈下流側の手首４２において、容器状を成すハウジ
ング３６の開口端が体表面３８に対向する状態で装着バ
ンド４０により手首４２に着脱可能に取り付けられるよ
うになっている。ハウジング３６の内部には、ダイヤフ
ラム４４を介して圧脈波センサ４６が相対移動可能かつ
ハウジング３６の開口端からの突出し可能に設けられて
おり、これらハウジング３６およびダイヤフラム４４等
によって圧力室４８が形成されている。この圧力室４８
内には、空気ポンプ５０から調圧弁５２を経て圧力エア
が供給されるようになっており、これにより、圧脈波セ
ンサ４６は圧力室４８内の圧力に応じた押圧力ＰHDで前
記体表面３８に押圧される。
が装着されているか或いは装着されていない上腕部１２
の動脈下流側の手首４２において、容器状を成すハウジ
ング３６の開口端が体表面３８に対向する状態で装着バ
ンド４０により手首４２に着脱可能に取り付けられるよ
うになっている。ハウジング３６の内部には、ダイヤフ
ラム４４を介して圧脈波センサ４６が相対移動可能かつ
ハウジング３６の開口端からの突出し可能に設けられて
おり、これらハウジング３６およびダイヤフラム４４等
によって圧力室４８が形成されている。この圧力室４８
内には、空気ポンプ５０から調圧弁５２を経て圧力エア
が供給されるようになっており、これにより、圧脈波セ
ンサ４６は圧力室４８内の圧力に応じた押圧力ＰHDで前
記体表面３８に押圧される。
【００２５】上記圧脈波センサ４６は、たとえば、単結
晶シリコン等から成る半導体チップの押圧面５４に多数
の半導体感圧素子（図示せず）が配列されて構成されて
おり、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５６上に押圧さ
れることにより、撓骨動脈５６から発生して体表面３８
に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を検出し、その
圧脈波を表す圧脈波信号ＳＭ2 をＡ／Ｄ変換器５８を介
して電子制御装置２８へ供給する。図２の下段の波形
は、圧脈波センサ４６により検出された圧脈波の一例を
示している。
晶シリコン等から成る半導体チップの押圧面５４に多数
の半導体感圧素子（図示せず）が配列されて構成されて
おり、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５６上に押圧さ
れることにより、撓骨動脈５６から発生して体表面３８
に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を検出し、その
圧脈波を表す圧脈波信号ＳＭ2 をＡ／Ｄ変換器５８を介
して電子制御装置２８へ供給する。図２の下段の波形
は、圧脈波センサ４６により検出された圧脈波の一例を
示している。
【００２６】また、前記電子制御装置２８のＣＰＵ２９
は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って、
空気ポンプ５０および調圧弁５２へ駆動信号を出力し、
圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の皮膚に
対する押圧力を調節する。これにより、血圧監視に際し
ては、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られる圧脈
波に基づいて圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP が決
定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP を維持す
るように調圧弁５２が制御される。
は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って、
空気ポンプ５０および調圧弁５２へ駆動信号を出力し、
圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の皮膚に
対する押圧力を調節する。これにより、血圧監視に際し
ては、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られる圧脈
波に基づいて圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP が決
定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP を維持す
るように調圧弁５２が制御される。
【００２７】図４は、上記血圧監視装置８における電子
制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック
線図である。図において、血圧測定手段７２は、カフ１
０の圧迫圧力を緩やかに上昇させ或いは下降させる圧迫
圧力変化過程において脈波弁別回路２４により採取され
る脈波の大きさの変化に基づいて良く知られたオシロメ
トリック法（JIS T 1115）により患者の最高血圧値ＳＡ
Ｐおよび最低血圧値ＤＡＰを測定する。圧脈波センサ４
６は、好ましくは患者のカフ１０が装着される腕と異な
る腕の手首に押圧されることによりその手首の撓骨動脈
から発生する圧脈波を検出する。圧脈波血圧対応関係決
定手段７４は、圧脈波センサ４６により検出される圧脈
波の大きさＰM と血圧測定手段７２により測定された血
圧値（監視血圧値ＭＢＰ）との間の対応関係を所定の患
者について予め決定する。この対応関係は、たとえば図
３に示すものであり、ＭＢＰ＝Ａ・ＰM ＋Ｂ式により表
される。但し、Ａは傾きを示す定数、Ｂは切片を示す定
数である。監視血圧値決定手段７６は、その対応関係か
ら圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の大きさＰ
M すなわち最高値（上ピーク値）ＰM2max および最低値
（下ピーク値）ＰM2 min に基づいて最高血圧値ＭＢＰ
SYS および最低血圧値ＭＢＰDIA （モニタ血圧値）を逐
次決定し、その決定した監視血圧値ＭＢＰを表示器３２
に連続的に出力させる。カフ圧昇圧手段７８は、上記関
係のキャリブレーションのために所定の周期で起動させ
られる血圧測定手段７２の測定期間において、カフ１０
の圧迫圧力をよく知られた測定手順にしたがって変化さ
せる。たとえば、カフ圧昇圧手段７８は、患者の最高血
圧より高い１８０mmHg程度に設定された昇圧目標値まで
カフ１０を昇圧させた後に、血圧測定アルゴリズムが実
行される測定区間では３mmHg/sec程度の速度で緩やかに
降圧させ、血圧測定が終了するとカフ１０の圧力を解放
させる。
制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック
線図である。図において、血圧測定手段７２は、カフ１
０の圧迫圧力を緩やかに上昇させ或いは下降させる圧迫
圧力変化過程において脈波弁別回路２４により採取され
る脈波の大きさの変化に基づいて良く知られたオシロメ
トリック法（JIS T 1115）により患者の最高血圧値ＳＡ
Ｐおよび最低血圧値ＤＡＰを測定する。圧脈波センサ４
６は、好ましくは患者のカフ１０が装着される腕と異な
る腕の手首に押圧されることによりその手首の撓骨動脈
から発生する圧脈波を検出する。圧脈波血圧対応関係決
定手段７４は、圧脈波センサ４６により検出される圧脈
波の大きさＰM と血圧測定手段７２により測定された血
圧値（監視血圧値ＭＢＰ）との間の対応関係を所定の患
者について予め決定する。この対応関係は、たとえば図
３に示すものであり、ＭＢＰ＝Ａ・ＰM ＋Ｂ式により表
される。但し、Ａは傾きを示す定数、Ｂは切片を示す定
数である。監視血圧値決定手段７６は、その対応関係か
ら圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の大きさＰ
M すなわち最高値（上ピーク値）ＰM2max および最低値
（下ピーク値）ＰM2 min に基づいて最高血圧値ＭＢＰ
SYS および最低血圧値ＭＢＰDIA （モニタ血圧値）を逐
次決定し、その決定した監視血圧値ＭＢＰを表示器３２
に連続的に出力させる。カフ圧昇圧手段７８は、上記関
係のキャリブレーションのために所定の周期で起動させ
られる血圧測定手段７２の測定期間において、カフ１０
の圧迫圧力をよく知られた測定手順にしたがって変化さ
せる。たとえば、カフ圧昇圧手段７８は、患者の最高血
圧より高い１８０mmHg程度に設定された昇圧目標値まで
カフ１０を昇圧させた後に、血圧測定アルゴリズムが実
行される測定区間では３mmHg/sec程度の速度で緩やかに
降圧させ、血圧測定が終了するとカフ１０の圧力を解放
させる。
【００２８】一方、位相差算出手段８０は、監視血圧値
決定手段７６により監視血圧値ＭＢＰがモニタされる血
圧監視期間において、前記圧脈波センサ４６によって撓
骨動脈５６から検出された圧脈波と、たとえばＭＢＰ
DIA よりも充分に低い予め設定された保持圧に維持され
ているカフ１０により上腕動脈からカフ１０の圧力振動
として得られるカフ脈波との間の位相差ＤCP（msec）を
逐次算出する。末梢循環抵抗決定手段８２は、生体の末
梢循環抵抗とその生体の相互に異なる部位から検出され
る脈波の位相差との間の予め設定された関係から、上記
位相差算出手段８０によって算出された実際の位相差Ｄ
CPに基づいて、生体の末梢循環抵抗ＲBFを決定する。こ
の末梢循環抵抗ＲBFは、生体の平均血圧値をＭＡＰ（mm
Hg）、所定の末梢部分に流入する平均血流量をＭＢＦ
（cm3/sec ）とすると、ＭＢＦ／ＭＡＰによって表され
る。
決定手段７６により監視血圧値ＭＢＰがモニタされる血
圧監視期間において、前記圧脈波センサ４６によって撓
骨動脈５６から検出された圧脈波と、たとえばＭＢＰ
DIA よりも充分に低い予め設定された保持圧に維持され
ているカフ１０により上腕動脈からカフ１０の圧力振動
として得られるカフ脈波との間の位相差ＤCP（msec）を
逐次算出する。末梢循環抵抗決定手段８２は、生体の末
梢循環抵抗とその生体の相互に異なる部位から検出され
る脈波の位相差との間の予め設定された関係から、上記
位相差算出手段８０によって算出された実際の位相差Ｄ
CPに基づいて、生体の末梢循環抵抗ＲBFを決定する。こ
の末梢循環抵抗ＲBFは、生体の平均血圧値をＭＡＰ（mm
Hg）、所定の末梢部分に流入する平均血流量をＭＢＦ
（cm3/sec ）とすると、ＭＢＦ／ＭＡＰによって表され
る。
【００２９】好適には、この末梢循環抵抗決定手段８２
は、たとえば図５に示すような位相差および生体の血圧
値を変数とする函数から、実際の位相差および血圧値に
基づいて末梢循環抵抗ＲBFを決定する。末梢循環抵抗Ｒ
BFと位相差ＤCPとの間にはたとえば図６に示す基本的な
関係が存在するが、その位相差ＤCPは、たとえば図７に
示すように生体の血圧値にも影響されることから、それ
ら図６および図７に示す関係から図５に示す関係が決定
されるのである。
は、たとえば図５に示すような位相差および生体の血圧
値を変数とする函数から、実際の位相差および血圧値に
基づいて末梢循環抵抗ＲBFを決定する。末梢循環抵抗Ｒ
BFと位相差ＤCPとの間にはたとえば図６に示す基本的な
関係が存在するが、その位相差ＤCPは、たとえば図７に
示すように生体の血圧値にも影響されることから、それ
ら図６および図７に示す関係から図５に示す関係が決定
されるのである。
【００３０】さらに好適には、たとえば圧脈波センサ４
６により検出された圧脈波の立ち下がり曲線に対応する
下降指標値を算出する下降指標値算出手段８４が含ま
れ、上記末梢循環抵抗決定手段８２は、その下降指標値
を用いて末梢循環抵抗ＲBFを修正する。たとえば、上記
下降指標値は、圧脈波の立ち下がり曲線の曲率、時定
数、或いは％ＭＡＰなどにより表される。圧脈波の立ち
下がり曲線は血管の軟らかさ（弛緩状態）に関連する値
であり、上記％ＭＡＰは、たとえば図８に示すように、
脈波形状における振幅値ｂ（すなわち脈圧ＳＡＰ−ＤＡ
Ｐ）に対する平均血圧値ＭＡＰ（脈波面積の重心位置に
対応）の高さａ（ＭＡＰ−ＤＡＰ）の割合ａ／ｂ（×１
００％）として定義される。また、上記末梢循環抵抗決
定手段８２による末梢循環抵抗ＲBFの修正は、上記下降
指標値である％ＭＡＰは、末梢循環抵抗ＲBFの函数であ
るから、たとえばその函数から実際の％ＭＡＰに基づい
て第２の末梢循環抵抗を算出し、位相差ＤCPに基づいて
決定された末梢循環抵抗とその第２の末梢循環抵抗との
重付け平均値が算出されることにより行われる。
６により検出された圧脈波の立ち下がり曲線に対応する
下降指標値を算出する下降指標値算出手段８４が含ま
れ、上記末梢循環抵抗決定手段８２は、その下降指標値
を用いて末梢循環抵抗ＲBFを修正する。たとえば、上記
下降指標値は、圧脈波の立ち下がり曲線の曲率、時定
数、或いは％ＭＡＰなどにより表される。圧脈波の立ち
下がり曲線は血管の軟らかさ（弛緩状態）に関連する値
であり、上記％ＭＡＰは、たとえば図８に示すように、
脈波形状における振幅値ｂ（すなわち脈圧ＳＡＰ−ＤＡ
Ｐ）に対する平均血圧値ＭＡＰ（脈波面積の重心位置に
対応）の高さａ（ＭＡＰ−ＤＡＰ）の割合ａ／ｂ（×１
００％）として定義される。また、上記末梢循環抵抗決
定手段８２による末梢循環抵抗ＲBFの修正は、上記下降
指標値である％ＭＡＰは、末梢循環抵抗ＲBFの函数であ
るから、たとえばその函数から実際の％ＭＡＰに基づい
て第２の末梢循環抵抗を算出し、位相差ＤCPに基づいて
決定された末梢循環抵抗とその第２の末梢循環抵抗との
重付け平均値が算出されることにより行われる。
【００３１】そして、上記末梢循環抵抗決定手段８２に
おいて逐次決定された末梢循環抵抗ＲBFは、トレンド表
示手段８６によって表示器３２の画面上に時系列的にト
レンド表示される。図９はそのトレンド表示の一例であ
る。
おいて逐次決定された末梢循環抵抗ＲBFは、トレンド表
示手段８６によって表示器３２の画面上に時系列的にト
レンド表示される。図９はそのトレンド表示の一例であ
る。
【００３２】図１０および図１１は、上記電子制御装置
２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであ
る。図のステップＳＡ１（以下、ステップを省略す
る。）では、圧力室４８内が徐速昇圧させられ、この圧
力室４８内の徐速昇圧過程で圧脈波センサ４６により逐
次検出される圧脈波の振幅が最大となる圧力室４８内の
圧力すなわち圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP が決
定されるとともに、圧力室４８内の圧力がその最適押圧
力ＰHDP に保持されることにより、圧脈波センサ４６の
押圧力が最適な一定値にホールドされる。
２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであ
る。図のステップＳＡ１（以下、ステップを省略す
る。）では、圧力室４８内が徐速昇圧させられ、この圧
力室４８内の徐速昇圧過程で圧脈波センサ４６により逐
次検出される圧脈波の振幅が最大となる圧力室４８内の
圧力すなわち圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP が決
定されるとともに、圧力室４８内の圧力がその最適押圧
力ＰHDP に保持されることにより、圧脈波センサ４６の
押圧力が最適な一定値にホールドされる。
【００３３】次いで、前記カフ圧昇圧手段７８に対応す
るＳＡ２では、血圧測定のためにカフ１０の昇圧が開始
される。次いで、血圧測定手段７２に対応するＳＡ３に
おいて血圧測定アルゴリズムが実行される。すなわち、
切換弁１６を圧力供給状態に切り換え且つ空気ポンプ１
８を作動させてカフ１０内の圧力を患者の予想される最
高血圧値よりも高い目標圧力（たとえば１８０mmHg）ま
でＳＡ２の昇圧に引き続いて昇圧させた後、空気ポンプ
１８を停止させ且つ切換弁１６を徐速排圧状態に切り換
えてカフ１０内の圧力を予め定められた３mmHg/sec程度
の緩やかな速度で下降させることにより、この徐速降圧
過程で逐次得られる脈波信号ＳＭ1 が表す脈波の振幅の
変化に基づいて、良く知られたオシロメトリック方式の
血圧値決定アルゴリズムに従って最高血圧値ＳＡＰ、平
均血圧値ＭＡＰ、および最低血圧値ＤＡＰが測定される
とともに、脈波間隔に基づいて脈搏数などが決定される
のである。そして、その測定された血圧値および脈搏数
などが表示器３２に表示されるとともに、切換弁１６が
急速排圧状態に切り換えられてカフ１０内が急速に排圧
される。
るＳＡ２では、血圧測定のためにカフ１０の昇圧が開始
される。次いで、血圧測定手段７２に対応するＳＡ３に
おいて血圧測定アルゴリズムが実行される。すなわち、
切換弁１６を圧力供給状態に切り換え且つ空気ポンプ１
８を作動させてカフ１０内の圧力を患者の予想される最
高血圧値よりも高い目標圧力（たとえば１８０mmHg）ま
でＳＡ２の昇圧に引き続いて昇圧させた後、空気ポンプ
１８を停止させ且つ切換弁１６を徐速排圧状態に切り換
えてカフ１０内の圧力を予め定められた３mmHg/sec程度
の緩やかな速度で下降させることにより、この徐速降圧
過程で逐次得られる脈波信号ＳＭ1 が表す脈波の振幅の
変化に基づいて、良く知られたオシロメトリック方式の
血圧値決定アルゴリズムに従って最高血圧値ＳＡＰ、平
均血圧値ＭＡＰ、および最低血圧値ＤＡＰが測定される
とともに、脈波間隔に基づいて脈搏数などが決定される
のである。そして、その測定された血圧値および脈搏数
などが表示器３２に表示されるとともに、切換弁１６が
急速排圧状態に切り換えられてカフ１０内が急速に排圧
される。
【００３４】次に、前記圧脈波血圧対応関係決定手段７
４に対応するＳＡ４では、圧脈波センサ４６からの圧脈
波の大きさ（絶対値すなわち圧脈波信号ＳＭ2 の大き
さ）と上記ＳＡ３において測定されたカフ１０による血
圧値ＳＡＰ、ＤＡＰとの間の対応関係が求められる。す
なわち、圧脈波センサ４６からの圧脈波が１拍読み込ま
れ且つその圧脈波の最高値ＰM2max および最低値Ｐ
M2min が決定されるとともに、それら圧脈波の最高値Ｐ
M2max および最低値ＰM2min とＳＡ３にてカフ１０によ
り測定された最高血圧値ＳＡＰおよび最低血圧値ＤＡＰ
とに基づいて、図３に示す圧脈波の大きさＰM と血圧値
との間の対応関係が決定されるのである。
４に対応するＳＡ４では、圧脈波センサ４６からの圧脈
波の大きさ（絶対値すなわち圧脈波信号ＳＭ2 の大き
さ）と上記ＳＡ３において測定されたカフ１０による血
圧値ＳＡＰ、ＤＡＰとの間の対応関係が求められる。す
なわち、圧脈波センサ４６からの圧脈波が１拍読み込ま
れ且つその圧脈波の最高値ＰM2max および最低値Ｐ
M2min が決定されるとともに、それら圧脈波の最高値Ｐ
M2max および最低値ＰM2min とＳＡ３にてカフ１０によ
り測定された最高血圧値ＳＡＰおよび最低血圧値ＤＡＰ
とに基づいて、図３に示す圧脈波の大きさＰM と血圧値
との間の対応関係が決定されるのである。
【００３５】上記のようにして圧脈波血圧対応関係が決
定されると、ＳＡ５において、１つの脈波が入力された
か否かが判断される。このＳＡ５の判断が否定された場
合には１つの脈波が入力されるまで待機させられるが、
ＳＡ５の判断が肯定された場合には、前記監視血圧値決
定手段７６に対応するＳＡ６およびＳＡ７において、前
記最適押圧力ＰHDP における圧脈波センサ４６からの圧
脈波の最高値ＰM2max（上ピーク値）および最低値Ｐ
M2min （下ピーク値）がそれぞれ決定され、次いでＳＡ
４にて求められた図３の圧脈波血圧対応関係から、上記
圧脈波の最高値Ｐ M2max および最低値ＰM2min に基づい
て最高血圧値ＭＢＰSYS および最低血圧値ＭＢＰ
DIA （モニタ血圧値）が決定されるとともに、その決定
されたモニタ血圧値が圧脈波の連続波形と共に表示器３
２に表示される。
定されると、ＳＡ５において、１つの脈波が入力された
か否かが判断される。このＳＡ５の判断が否定された場
合には１つの脈波が入力されるまで待機させられるが、
ＳＡ５の判断が肯定された場合には、前記監視血圧値決
定手段７６に対応するＳＡ６およびＳＡ７において、前
記最適押圧力ＰHDP における圧脈波センサ４６からの圧
脈波の最高値ＰM2max（上ピーク値）および最低値Ｐ
M2min （下ピーク値）がそれぞれ決定され、次いでＳＡ
４にて求められた図３の圧脈波血圧対応関係から、上記
圧脈波の最高値Ｐ M2max および最低値ＰM2min に基づい
て最高血圧値ＭＢＰSYS および最低血圧値ＭＢＰ
DIA （モニタ血圧値）が決定されるとともに、その決定
されたモニタ血圧値が圧脈波の連続波形と共に表示器３
２に表示される。
【００３６】次いで、ＳＡ８では、たとえば図１１に示
す末梢循環抵抗算出ルーチンが実行される。図１１にお
いて、前記位相差算出手段８０に対応するＳＡ８−１で
は、圧脈波センサ４６によって撓骨動脈５６から検出さ
れた圧脈波と、たとえばＭＢＰDIA よりも充分に低い予
め設定された保持圧に維持されているカフ１０により上
腕動脈からカフ１０の圧力振動として得られるカフ脈波
とが読み込まれるとともに、それら圧脈波とカフ脈波と
の間の位相差ＤCP（msec）が、ＳＡ５において圧脈波の
入力が判定される毎に逐次算出される。この位相差ＤCP
は、たとえば上記圧脈波およびカフ脈波のそれぞれの上
ピーク点の時間間隔から求められる。
す末梢循環抵抗算出ルーチンが実行される。図１１にお
いて、前記位相差算出手段８０に対応するＳＡ８−１で
は、圧脈波センサ４６によって撓骨動脈５６から検出さ
れた圧脈波と、たとえばＭＢＰDIA よりも充分に低い予
め設定された保持圧に維持されているカフ１０により上
腕動脈からカフ１０の圧力振動として得られるカフ脈波
とが読み込まれるとともに、それら圧脈波とカフ脈波と
の間の位相差ＤCP（msec）が、ＳＡ５において圧脈波の
入力が判定される毎に逐次算出される。この位相差ＤCP
は、たとえば上記圧脈波およびカフ脈波のそれぞれの上
ピーク点の時間間隔から求められる。
【００３７】次いで、前記下降指標値算出手段８４に対
応するＳＡ８−２では、圧脈波センサ４６により検出さ
れた圧脈波の立ち下がり部分の特徴的な形状を反映する
下降指標値として％ＭＡＰが、その圧脈波の振幅ｂおよ
び重心位置値までの高さａの比ａ／ｂ（×１００％）と
して算出される。続いて、前記末梢循環抵抗決定手段８
２に対応するＳＡ８−３では、たとえば図５に示す予め
記憶された関係から実際の位相差ＤCPおよび血圧値（監
視血圧値ＭＢＰ或いはカフ１０を用いて測定された血圧
値ＡＰ）に基づいて末梢循環抵抗ＲBFが算出される。上
記血圧値としては、図５の血圧値が最高血圧値であれば
最高監視血圧値ＭＢＰSYS 或いは最高血圧値ＳＡＰが用
いられるが、図５の血圧値が最低血圧値であれば最低監
視血圧値ＭＢＰDIA 或いは最低血圧値ＤＡＰが用いられ
る。
応するＳＡ８−２では、圧脈波センサ４６により検出さ
れた圧脈波の立ち下がり部分の特徴的な形状を反映する
下降指標値として％ＭＡＰが、その圧脈波の振幅ｂおよ
び重心位置値までの高さａの比ａ／ｂ（×１００％）と
して算出される。続いて、前記末梢循環抵抗決定手段８
２に対応するＳＡ８−３では、たとえば図５に示す予め
記憶された関係から実際の位相差ＤCPおよび血圧値（監
視血圧値ＭＢＰ或いはカフ１０を用いて測定された血圧
値ＡＰ）に基づいて末梢循環抵抗ＲBFが算出される。上
記血圧値としては、図５の血圧値が最高血圧値であれば
最高監視血圧値ＭＢＰSYS 或いは最高血圧値ＳＡＰが用
いられるが、図５の血圧値が最低血圧値であれば最低監
視血圧値ＭＢＰDIA 或いは最低血圧値ＤＡＰが用いられ
る。
【００３８】また、上記ＳＡ８−３では、図５に示す関
係から求められた末梢循環抵抗ＲBFが、必要に応じて、
％ＭＡＰに基づいて修正される。たとえば、圧脈波の立
ち下がり曲線の特徴を示す上記％ＭＡＰは、血管の柔軟
度に関連する末梢循環抵抗Ｒ BFおよび血圧値の函数であ
るから、その函数から実際の％ＭＡＰ或いはその％ＭＡ
Ｐおよび血圧値に基づいて第２の末梢循環抵抗ＲBF2 を
算出し、当初の末梢循環抵抗ＲBFと第２の末梢循環抵抗
ＲBF2 との重付け平均値を求めることなどにより修正さ
れる。
係から求められた末梢循環抵抗ＲBFが、必要に応じて、
％ＭＡＰに基づいて修正される。たとえば、圧脈波の立
ち下がり曲線の特徴を示す上記％ＭＡＰは、血管の柔軟
度に関連する末梢循環抵抗Ｒ BFおよび血圧値の函数であ
るから、その函数から実際の％ＭＡＰ或いはその％ＭＡ
Ｐおよび血圧値に基づいて第２の末梢循環抵抗ＲBF2 を
算出し、当初の末梢循環抵抗ＲBFと第２の末梢循環抵抗
ＲBF2 との重付け平均値を求めることなどにより修正さ
れる。
【００３９】そして、前記トレンド表示手段８６に対応
するＳＡ８−４では、それまでに１拍毎に逐次求められ
た末梢循環抵抗ＲBFが共通の時間軸に沿ってプロットさ
れることにより、たとえば図９に示すように、表示器３
２の画面にトレンド表示される。
するＳＡ８−４では、それまでに１拍毎に逐次求められ
た末梢循環抵抗ＲBFが共通の時間軸に沿ってプロットさ
れることにより、たとえば図９に示すように、表示器３
２の画面にトレンド表示される。
【００４０】以上のようにして末梢循環抵抗算出ルーチ
ンが実行されると、図１０のＳＡ９では、前記ステップ
ＳＡ３においてカフ１０による血圧測定が行われてから
の経過時間が予め設定された１０乃至２０分程度の設定
周期すなわちキャリブレーション周期を経過したか否か
が判断される。このＳＡ９の判断が否定された場合に
は、前記ＳＡ５以下の血圧監視ルーチンおよび末梢循環
抵抗算出ルーチンが繰り返し実行され、最高監視血圧値
ＭＢＰSYS および最低監視血圧値ＭＢＰDIA が１拍毎に
連続的に決定され且つ表示される。しかし、このＳＡ９
の判断が肯定された場合には、前記対応関係を再決定す
るために前記ＳＡ２以下が再び実行される。
ンが実行されると、図１０のＳＡ９では、前記ステップ
ＳＡ３においてカフ１０による血圧測定が行われてから
の経過時間が予め設定された１０乃至２０分程度の設定
周期すなわちキャリブレーション周期を経過したか否か
が判断される。このＳＡ９の判断が否定された場合に
は、前記ＳＡ５以下の血圧監視ルーチンおよび末梢循環
抵抗算出ルーチンが繰り返し実行され、最高監視血圧値
ＭＢＰSYS および最低監視血圧値ＭＢＰDIA が１拍毎に
連続的に決定され且つ表示される。しかし、このＳＡ９
の判断が肯定された場合には、前記対応関係を再決定す
るために前記ＳＡ２以下が再び実行される。
【００４１】上述のように、本実施例によれば、位相差
算出手段８０に対応するＳＡ８−１において、圧脈波お
よびカフ脈波の位相差ＤDPが算出されると、末梢循環抵
抗決定手段８２に対応するＳＡ８−３においては、生体
の末梢循環抵抗とその生体の相互に異なる部位において
検出される脈波の位相差との間の図５に示す関係から、
上記位相差算出手段８０によって算出された実際の位相
差ＤDPに基づいて、生体の末梢循環抵抗ＲBFが算出され
る。その末梢循環抵抗ＲBFが高ければ末梢循環状態が悪
くなる一方、反対に末梢循環抵抗ＲBFが低ければ末梢循
環状態がよくなるというように、末梢循環抵抗ＲBFと末
梢循環状態とは相互に密接な関係があるので、本実施例
によれば、末梢循環抵抗決定手段８２により決定された
生体の末梢循環抵抗ＲBFにより、生体の末梢循環状態お
よびその変化を正確に把握できるようになる。
算出手段８０に対応するＳＡ８−１において、圧脈波お
よびカフ脈波の位相差ＤDPが算出されると、末梢循環抵
抗決定手段８２に対応するＳＡ８−３においては、生体
の末梢循環抵抗とその生体の相互に異なる部位において
検出される脈波の位相差との間の図５に示す関係から、
上記位相差算出手段８０によって算出された実際の位相
差ＤDPに基づいて、生体の末梢循環抵抗ＲBFが算出され
る。その末梢循環抵抗ＲBFが高ければ末梢循環状態が悪
くなる一方、反対に末梢循環抵抗ＲBFが低ければ末梢循
環状態がよくなるというように、末梢循環抵抗ＲBFと末
梢循環状態とは相互に密接な関係があるので、本実施例
によれば、末梢循環抵抗決定手段８２により決定された
生体の末梢循環抵抗ＲBFにより、生体の末梢循環状態お
よびその変化を正確に把握できるようになる。
【００４２】また、本実施例によれば、末梢循環抵抗決
定手段８２に対応するＳＡ８−３において末梢循環抵抗
ＲBFを求めるに際しては、図５に示すような位相差およ
び血圧値を変数とする函数（関係）が用いられると共
に、血圧測定手段７２により測定された血圧値ＡＰ或い
は監視血圧値決定手段７６により決定された監視血圧値
ＭＢＰが、位相差ＤCPに加えて用いられるので、一層正
確に生体の末梢循環抵抗ＲBFが決定される。末梢循環抵
抗ＲBFは、正確には位相差ＤCPおよび血圧値の函数であ
るからである。
定手段８２に対応するＳＡ８−３において末梢循環抵抗
ＲBFを求めるに際しては、図５に示すような位相差およ
び血圧値を変数とする函数（関係）が用いられると共
に、血圧測定手段７２により測定された血圧値ＡＰ或い
は監視血圧値決定手段７６により決定された監視血圧値
ＭＢＰが、位相差ＤCPに加えて用いられるので、一層正
確に生体の末梢循環抵抗ＲBFが決定される。末梢循環抵
抗ＲBFは、正確には位相差ＤCPおよび血圧値の函数であ
るからである。
【００４３】また、本実施例によれば、下降指標値算出
手段８４に対応するＳＡ８−２において、実際に検出さ
れた脈波の立ち下がり曲線に対応する下降指標値すなわ
ち％ＭＡＰが算出され、末梢循環抵抗決定手段８２に対
応するＳＡ８−３において末梢循環抵抗ＲBFを求めるに
際しては、脈波の立ち下がり曲線に対応する下降指標値
すなわち％ＭＡＰに基づいて 図５に示す関係から位相
差ＤCPに基づいて求められた末梢循環抵抗ＲBFが修正さ
れるので、一層正確に生体の末梢循環抵抗ＲBFが決定さ
れる。
手段８４に対応するＳＡ８−２において、実際に検出さ
れた脈波の立ち下がり曲線に対応する下降指標値すなわ
ち％ＭＡＰが算出され、末梢循環抵抗決定手段８２に対
応するＳＡ８−３において末梢循環抵抗ＲBFを求めるに
際しては、脈波の立ち下がり曲線に対応する下降指標値
すなわち％ＭＡＰに基づいて 図５に示す関係から位相
差ＤCPに基づいて求められた末梢循環抵抗ＲBFが修正さ
れるので、一層正確に生体の末梢循環抵抗ＲBFが決定さ
れる。
【００４４】また、本実施例によれば、トレンド表示手
段８６に対応するＳ８−４において、末梢循環抵抗決定
手段８２に対応するＳ８−３により逐次決定された末梢
循環抵抗ＲBFが表示器３２において時間系列的にトレン
ド表示されるので、末梢循環抵抗ＲBFの変化が容易に把
握できる利点がある。
段８６に対応するＳ８−４において、末梢循環抵抗決定
手段８２に対応するＳ８−３により逐次決定された末梢
循環抵抗ＲBFが表示器３２において時間系列的にトレン
ド表示されるので、末梢循環抵抗ＲBFの変化が容易に把
握できる利点がある。
【００４５】また、本実施例によれば、前記生体に装着
されたカフ１０の圧迫圧力を変化させることにより血圧
値を測定する血圧測定手段７２が設けられ、一対の脈波
センサの一方は、そのカフ１０と、カフ１０の圧力を検
出する圧力センサ１４と、その圧力センサ１４により検
出されたカフ１０内の圧力のうち心拍に同期して発生す
る圧力振動波を脈波として抽出する脈波弁別回路２４と
から構成されるので、血圧測定装置において必要とされ
る部品を共用することによって脈波センサの一方が構成
される利点がある。
されたカフ１０の圧迫圧力を変化させることにより血圧
値を測定する血圧測定手段７２が設けられ、一対の脈波
センサの一方は、そのカフ１０と、カフ１０の圧力を検
出する圧力センサ１４と、その圧力センサ１４により検
出されたカフ１０内の圧力のうち心拍に同期して発生す
る圧力振動波を脈波として抽出する脈波弁別回路２４と
から構成されるので、血圧測定装置において必要とされ
る部品を共用することによって脈波センサの一方が構成
される利点がある。
【００４６】また、本実施例によれば、一対の脈波セン
サの他方は、生体の動脈に対して皮膚の上から押圧され
てその動脈に発生する圧脈波を検出する圧脈波センサ４
６であることから、連続血圧測定装置において必要とさ
れる圧脈波センサ４６を末梢循環抵抗ＲBFの監視のため
に共用できる利点がある。
サの他方は、生体の動脈に対して皮膚の上から押圧され
てその動脈に発生する圧脈波を検出する圧脈波センサ４
６であることから、連続血圧測定装置において必要とさ
れる圧脈波センサ４６を末梢循環抵抗ＲBFの監視のため
に共用できる利点がある。
【００４７】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
【００４８】たとえば、前述の実施例のＳＡ８−３で
は、図５に示す関係から実際の位相差ＤCPおよび血圧値
に基づいて末梢循環抵抗ＲBFが決定されていたが、たと
えば図６に示す関係から実際の位相差ＤCPに基づいて末
梢循環抵抗ＲBFが決定されてもよい。
は、図５に示す関係から実際の位相差ＤCPおよび血圧値
に基づいて末梢循環抵抗ＲBFが決定されていたが、たと
えば図６に示す関係から実際の位相差ＤCPに基づいて末
梢循環抵抗ＲBFが決定されてもよい。
【００４９】また、前述の実施例では、１対の脈波セン
サの一方が、血圧測定装置のカフ１０と、カフ１０の圧
力を検出する圧力センサ１４と、その圧力センサ１４に
より検出されたカフ１０内の圧力のうち心拍に同期して
発生する圧力振動波を脈波として抽出する脈波弁別回路
２４とから構成され、１対の脈波センサの他方が連続血
圧監視装置の圧脈波センサ４６が用いられることによ
り、共用されていたが、位相差ＤCPを検出するための一
対の脈波センサの一方或いは他方は、皮膚の接触圧力の
変化、皮膚の透過光或いは反射光の変化、皮膚内のイン
ピーダンスの変化などに基づいて脈波を検出する独立し
た脈波センサにより構成されてもよい。
サの一方が、血圧測定装置のカフ１０と、カフ１０の圧
力を検出する圧力センサ１４と、その圧力センサ１４に
より検出されたカフ１０内の圧力のうち心拍に同期して
発生する圧力振動波を脈波として抽出する脈波弁別回路
２４とから構成され、１対の脈波センサの他方が連続血
圧監視装置の圧脈波センサ４６が用いられることによ
り、共用されていたが、位相差ＤCPを検出するための一
対の脈波センサの一方或いは他方は、皮膚の接触圧力の
変化、皮膚の透過光或いは反射光の変化、皮膚内のイン
ピーダンスの変化などに基づいて脈波を検出する独立し
た脈波センサにより構成されてもよい。
【００５０】また、前述の実施例の位相差算出手段８０
では、カフ脈波および圧脈波の下ピーク点の発生時間差
を求めることにより位相差ＤCPが求められてもよい。
では、カフ脈波および圧脈波の下ピーク点の発生時間差
を求めることにより位相差ＤCPが求められてもよい。
【００５１】また、前記血圧測定手段７２は、所謂オシ
ロメトリック法に従い、カフ１０の圧迫圧力に伴って変
化する圧脈波の大きさの変化状態に基づいて血圧値を決
定するように構成されていたが、所謂コロトコフ音法に
従い、カフ１０の圧迫圧力に伴って発生および消滅する
コロトコフ音に基づいて血圧値を決定するように構成さ
れてもよい。
ロメトリック法に従い、カフ１０の圧迫圧力に伴って変
化する圧脈波の大きさの変化状態に基づいて血圧値を決
定するように構成されていたが、所謂コロトコフ音法に
従い、カフ１０の圧迫圧力に伴って発生および消滅する
コロトコフ音に基づいて血圧値を決定するように構成さ
れてもよい。
【００５２】その他、本発明はその主旨を逸脱しない範
囲において種々変更が加えられ得るものである。
囲において種々変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である血圧監視装置の構成を
示すブロック図である。
示すブロック図である。
【図２】図１の実施例の圧脈波センサにより検出される
圧脈波および脈波弁別回路により検出されるカフ脈波を
例示する図である。
圧脈波および脈波弁別回路により検出されるカフ脈波を
例示する図である。
【図３】図１の実施例において用いられる対応関係を例
示する図である。
示する図である。
【図４】図１の実施例の制御装置の制御機能の要部を説
明する機能ブロック線図である。
明する機能ブロック線図である。
【図５】図１の実施例に用いられる位相差および血圧値
と末梢循環抵抗との関係を示す図である。
と末梢循環抵抗との関係を示す図である。
【図６】生体において相互に異なる２ヵ所において検出
される脈波の位相差と末梢循環抵抗との間の基本的な関
係を説明する図である。
される脈波の位相差と末梢循環抵抗との間の基本的な関
係を説明する図である。
【図７】生体において相互に異なる２ヵ所において検出
される脈波の位相差の血圧値による影響を説明する図で
ある。
される脈波の位相差の血圧値による影響を説明する図で
ある。
【図８】脈波の立ち下がり曲線の特徴を示す下降指標値
の１つである％ＭＡＰの定義を説明する図である。
の１つである％ＭＡＰの定義を説明する図である。
【図９】図１の実施例により算出された末梢循環抵抗が
トレンド表示された状態を示す図である。
トレンド表示された状態を示す図である。
【図１０】図１の実施例の制御装置の制御作動の要部を
説明するフローチャートである。
説明するフローチャートである。
【図１１】図１０の末梢循環抵抗算出ルーチンを詳しく
示す図である。
示す図である。
１０：カフ、１４：圧力センサ、２４：脈波弁別回路
（脈波センサ） ４６：圧脈波センサ（脈波センサ） ８０：位相差算出手段 ８２：末梢循環抵抗決定手段 ８４：下降指標値算出手段 ８６：トレンド表示手段
（脈波センサ） ４６：圧脈波センサ（脈波センサ） ８０：位相差算出手段 ８２：末梢循環抵抗決定手段 ８４：下降指標値算出手段 ８６：トレンド表示手段
Claims (6)
- 【請求項１】 生体の末梢循環抵抗に基づいて末梢循環
状態を監視するための末梢循環状態監視装置であって、 前記生体の相互に異なる部位において該生体の心拍に同
期して発生する脈波をそれぞれ検出する一対の脈波セン
サと、 該一対の脈波センサにより検出される各脈波の位相差を
算出する位相差算出手段と、 前記生体の末梢循環抵抗と該生体の相互に異なる部位に
おいて検出される脈波の位相差との間の予め設定された
関係から、前記位相差算出手段によって算出された実際
の位相差に基づいて、該生体の末梢循環抵抗を決定する
末梢循環抵抗決定手段と、 を含むことを特徴とする末梢循環状態監視装置。 - 【請求項２】 前記生体の血圧値を測定する血圧測定手
段をさらに含み、 前記末梢循環抵抗決定手段は、位相差および血圧値を変
数とする函数である前記予め設定された関係から、実際
の位相差および血圧値に基づいて末梢循環抵抗を算出す
るものである請求項１の末梢循環状態監視装置。 - 【請求項３】 前記脈波センサにより検出された脈波形
状の立ち下がり曲線に対応する下降指標値を算出する下
降指標値算出手段をさらに含み、 前記末梢循環抵抗決定手段は、該下降指標値算出手段に
より算出された下降指標値に基づいて前記末梢循環抵抗
を修正するものである請求項１の末梢循環状態監視装
置。 - 【請求項４】 前記末梢循環抵抗決定手段により逐次決
定された末梢循環抵抗を時系列的にトレンド表示するト
レンド表示手段をさらに含むものである請求項１の末梢
循環状態監視装置。 - 【請求項５】 前記血圧測定手段は、前記生体に装着さ
れたカフの圧迫圧力を変化させることにより血圧値を測
定するものであり、 前記一対の脈波センサの一方は、前記カフと、該カフの
圧力を検出する圧力センサと、該圧力センサにより検出
されたカフ内の圧力のうち心拍に同期して発生する圧力
振動波を脈波として抽出する脈波弁別回路とから成るも
のである請求項２の末梢循環状態監視装置。 - 【請求項６】 前記一対の脈波センサの他方は、前記生
体の動脈に対して皮膚の上から押圧されてその動脈に発
生する圧脈波を検出する圧脈波センサである請求項５の
末梢循環状態監視装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP02923595A JP3602880B2 (ja) | 1995-02-17 | 1995-02-17 | 末梢循環状態監視装置 |
| US08/695,635 US5671750A (en) | 1995-02-17 | 1996-08-12 | Peripheral blood-flow condition monitor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP02923595A JP3602880B2 (ja) | 1995-02-17 | 1995-02-17 | 末梢循環状態監視装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08215156A true JPH08215156A (ja) | 1996-08-27 |
| JP3602880B2 JP3602880B2 (ja) | 2004-12-15 |
Family
ID=12270578
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP02923595A Expired - Fee Related JP3602880B2 (ja) | 1995-02-17 | 1995-02-17 | 末梢循環状態監視装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5671750A (ja) |
| JP (1) | JP3602880B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6176832B1 (en) | 1997-09-01 | 2001-01-23 | Terumo Kabushiki Kaisha | Cardiovascular information measurement system |
Families Citing this family (34)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3580925B2 (ja) * | 1995-12-22 | 2004-10-27 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | 生体の循環機能評価装置 |
| US5860932A (en) * | 1996-10-24 | 1999-01-19 | Colin Corporation | Blood pressure monitor |
| US5957867A (en) * | 1997-10-28 | 1999-09-28 | Alere Incorporated | Method and device for detecting edema |
| US6132383A (en) * | 1998-03-20 | 2000-10-17 | Hypertension Diagnostics, Inc. | Apparatus for holding and positioning an arterial pulse pressure sensor |
| US6159166A (en) * | 1998-03-20 | 2000-12-12 | Hypertension Diagnostics, Inc. | Sensor and method for sensing arterial pulse pressure |
| US6017313A (en) | 1998-03-20 | 2000-01-25 | Hypertension Diagnostics, Inc. | Apparatus and method for blood pressure pulse waveform contour analysis |
| JP3840816B2 (ja) * | 1998-10-02 | 2006-11-01 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧監視装置 |
| JP2000107146A (ja) * | 1998-10-07 | 2000-04-18 | Nippon Colin Co Ltd | 血圧監視装置 |
| US6331162B1 (en) | 1999-02-01 | 2001-12-18 | Gary F. Mitchell | Pulse wave velocity measuring device |
| US6331161B1 (en) | 1999-09-10 | 2001-12-18 | Hypertension Diagnostics, Inc | Method and apparatus for fabricating a pressure-wave sensor with a leveling support element |
| US6592528B2 (en) * | 2000-03-23 | 2003-07-15 | Seiko Epson Corporation | Biological information evaluation apparatus |
| US6748262B2 (en) * | 2001-08-09 | 2004-06-08 | Colin Medical Technology Corporation | Heartbeat synchronous information acquiring apparatus |
| US6540688B1 (en) | 2001-10-11 | 2003-04-01 | Datex-Ohmeda, Inc. | Method and system for assessing collateral blood flow to a tissue region of interest |
| US6733461B2 (en) * | 2002-08-01 | 2004-05-11 | Hypertension Diagnostics, Inc. | Methods and apparatus for measuring arterial compliance, improving pressure calibration, and computing flow from pressure data |
| US7810359B2 (en) | 2002-10-01 | 2010-10-12 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Headband with tension indicator |
| US7698909B2 (en) | 2002-10-01 | 2010-04-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Headband with tension indicator |
| US7047056B2 (en) | 2003-06-25 | 2006-05-16 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Hat-based oximeter sensor |
| US20060287590A1 (en) * | 2003-09-18 | 2006-12-21 | Mceowen Edwin L | Noninvasive vital sign measurement device |
| US7559894B2 (en) * | 2003-09-18 | 2009-07-14 | New Paradigm Concepts, LLC | Multiparameter whole blood monitor and method |
| US8412297B2 (en) | 2003-10-01 | 2013-04-02 | Covidien Lp | Forehead sensor placement |
| US7658716B2 (en) * | 2004-12-07 | 2010-02-09 | Triage Wireless, Inc. | Vital signs monitor using an optical ear-based module |
| US20060195035A1 (en) * | 2005-02-28 | 2006-08-31 | Dehchuan Sun | Non-invasive radial artery blood pressure waveform measuring apparatus system and uses thereof |
| GB0603006D0 (en) * | 2006-02-15 | 2006-03-29 | Dialog Devices Ltd | Assessing blood supply to a peripheral portion of an animal |
| US9717896B2 (en) | 2007-12-18 | 2017-08-01 | Gearbox, Llc | Treatment indications informed by a priori implant information |
| US8636670B2 (en) | 2008-05-13 | 2014-01-28 | The Invention Science Fund I, Llc | Circulatory monitoring systems and methods |
| US20090287120A1 (en) | 2007-12-18 | 2009-11-19 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Circulatory monitoring systems and methods |
| US9113797B2 (en) * | 2008-07-11 | 2015-08-25 | University Of Tsukuba | Blood vessel characteristics measuring apparatus and blood vessel characteristics measuring method |
| US8257274B2 (en) | 2008-09-25 | 2012-09-04 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
| US8364220B2 (en) | 2008-09-25 | 2013-01-29 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US20100081904A1 (en) * | 2008-09-30 | 2010-04-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Device And Method For Securing A Medical Sensor to An Infant's Head |
| US8515515B2 (en) | 2009-03-25 | 2013-08-20 | Covidien Lp | Medical sensor with compressible light barrier and technique for using the same |
| US8781548B2 (en) | 2009-03-31 | 2014-07-15 | Covidien Lp | Medical sensor with flexible components and technique for using the same |
| JP7269709B2 (ja) * | 2018-09-28 | 2023-05-09 | 日本光電工業株式会社 | 静脈圧測定装置 |
| CN113171065A (zh) * | 2021-04-27 | 2021-07-27 | 湖南海度智能科技有限公司 | 一种新型腕式血压测量手表 |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61119239A (ja) * | 1984-11-14 | 1986-06-06 | コーリン電子株式会社 | 血圧モニタ装置 |
| JP2882797B2 (ja) * | 1988-02-24 | 1999-04-12 | コーリン電子株式会社 | 末梢抵抗検査出装置 |
| JP2993682B2 (ja) * | 1989-08-21 | 1999-12-20 | コーリン電子株式会社 | 脈波検出装置 |
| WO1991019451A1 (en) * | 1990-06-19 | 1991-12-26 | Mitsuei Tomita | Device for measuring blood flow velocity and quantity in aorta |
| DK0498281T3 (da) * | 1991-01-31 | 1996-04-01 | Sankyo Co | Måling af transmissionshastighed for en pulsbølge |
| US5101828A (en) * | 1991-04-11 | 1992-04-07 | Rutgers, The State University Of Nj | Methods and apparatus for nonivasive monitoring of dynamic cardiac performance |
| JPH04367648A (ja) * | 1991-06-14 | 1992-12-18 | Colleen Denshi Kk | 血圧監視装置 |
| US5289823A (en) * | 1992-05-12 | 1994-03-01 | Colin Electronics Co., Ltd. | Non-invasive aortic blood flow sensor and method for non-invasively measuring aortic blood flow |
| WO1996022050A1 (fr) * | 1995-01-17 | 1996-07-25 | Colin Corporation | Moniteur de pression sanguine |
-
1995
- 1995-02-17 JP JP02923595A patent/JP3602880B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1996
- 1996-08-12 US US08/695,635 patent/US5671750A/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6176832B1 (en) | 1997-09-01 | 2001-01-23 | Terumo Kabushiki Kaisha | Cardiovascular information measurement system |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5671750A (en) | 1997-09-30 |
| JP3602880B2 (ja) | 2004-12-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH08215156A (ja) | 末梢循環状態監視装置 | |
| JP3675764B2 (ja) | 動脈硬化検査装置 | |
| JP3578727B2 (ja) | 血圧波形モニタ装置 | |
| JP3580925B2 (ja) | 生体の循環機能評価装置 | |
| JP3590613B2 (ja) | 振幅増加指数算出装置および動脈硬化検査装置 | |
| JP2000135202A (ja) | 血圧監視装置 | |
| JP2000333910A (ja) | 心機能監視装置 | |
| JP3599819B2 (ja) | 生体情報監視装置 | |
| JP2002360526A (ja) | 心機能評価機能付き血圧測定装置 | |
| JP3643564B2 (ja) | 自律神経機能評価装置 | |
| JP2003111737A (ja) | 血圧決定装置 | |
| JP3683257B2 (ja) | 血流量推定装置 | |
| JP3480593B2 (ja) | 連続血圧監視装置 | |
| JPH11206725A (ja) | 血圧監視装置 | |
| JP3795663B2 (ja) | 連続血圧監視装置 | |
| JPH08256999A (ja) | 生体情報監視装置 | |
| JPH08229011A (ja) | 血液駆出機能評価装置 | |
| JPH08257002A (ja) | 脈波伝播速度測定装置 | |
| JP3002595B2 (ja) | 血圧モニタ装置 | |
| JP2000000218A (ja) | 血圧監視装置 | |
| JP2000083911A (ja) | 血圧変動判定装置 | |
| EP0824009B1 (en) | Peripheral blood-flow condition monitor | |
| JP3480616B2 (ja) | 血圧監視装置 | |
| JP3696978B2 (ja) | 脈波伝播速度測定装置 | |
| JP3649464B2 (ja) | 心機能評価装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20040115 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040225 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20040419 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20040525 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040721 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20040824 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040825 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20040914 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040927 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313113 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20071001 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081001 Year of fee payment: 4 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |