JPH08280640A - 自動血圧測定装置および患者の血圧監視方法 - Google Patents
自動血圧測定装置および患者の血圧監視方法Info
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Abstract
圧の危険な変化が検出される前に患者の容態が危険な状
態に悪化してしまう可能性があり、また、短い測定間隔
が誤って設定された場合には患者の腕や脚が多くの不要
な圧迫帯の加圧と外傷の危険にさらされることになるな
どの課題があった。 【解決手段】 所定の測定間隔毎に全血圧測定を行う行
程と、患者の振動エンベロープより第1の各パラメータ
を格納する行程と、全血圧測定と全血圧測定の間にチェ
ック加圧を行い第2の各パラメータを測定する行程と、
もし、前記第2の各パラメータが前記第1の各パラメー
タと所定量異なる場合、速やかに全血圧測定を行う行程
とを備えたものである。
Description
し、特に、空気入り圧迫帯(cuff)を用いて患者に対し
脈圧測定を行なう自動血圧測定装置および患者の血圧監
視方法に関するものである。
ては、加圧膨張し得る圧迫帯(cuff)を使用して患者の
脈管構造に制御した対圧をかける。その自動血圧測定装
置(モニタ)の一つの大きな部類は、共通して譲渡され
たMaynard Ramsey,IIIの米国特許第4,349,034
号と第4,360,029号に例示されており、オシロ
メータの原理を用いる。Ramsey特許によれば、加圧膨張
し得る圧迫帯を患者の手足に適当に巻き付け収縮期圧
(最高血圧)以上の所定の圧力まで空気を注入する。次
に、圧迫帯圧を所定量ずつ下げてゆき、そして各レベル
で圧力変動をモニタする。
り生じた小さな変動成分(この明細書では“振動群(os
cillation complexes )”あるいは単に“振動(oscill
ations)”と称する)が、直流電圧上に重ねられた形の
ものである。直流成分を除き、増幅するために適当なフ
ィルターを施した後、所定の基線上のピークパルス振幅
(PPA)を測定し、記録する。上記圧迫帯圧を下げ続
けるにつれて、ピーク振幅は通常低レベルから相対最大
値に増大し、そして減少する。これらのピーク振幅の集
合は全体で患者の脈拍振動測定のエンベロープ(envelo
pe)を形成する。振動が最大値をとる際の最低圧迫帯圧
は、平均動脈圧(“MAP”)を表すことが分かってい
る。心臓の収縮期圧と拡張期圧はMAPに所定の比率を
掛けるか、あるいは振動群を直接処理するより高性能な
方法によってもたらされる。
は、一般標準的な操作法である。臨床的に受け入れられ
る自動血圧モニタの多くは、その段階的な減圧法を利用
する。自動血圧モニタの使用においては、圧迫帯が患者
に装着され、測定者は典型的には1分から90分の測定
間隔を設定する。そして、この測定間隔毎に血圧測定が
行われる。非侵襲性血圧(NIBP)モニタは、設定さ
れた測定間隔の終了時点において、自動的に血圧の測定
を開始する。例えば典型的には、自動血圧モニタの使用
者は、患者の状態が不安定な場合は患者の血圧が短時間
で危険なレベルまで変化する可能性があるため短い測定
間隔を選択し、患者の状態が安定すると、長い測定間隔
を選択する。短い測定間隔をすべての場合において使用
しないのは、血圧測定頻度が増えるに従って圧迫帯の加
圧による腕や脚への外傷の可能性が増えるからである。
以上のように構成されているので、不幸にも血圧測定間
隔の設定が厳密に科学的に行われておらず、もし仮に患
者の血圧が安定していると誤って判断されて長い測定間
隔が設定された場合には、血圧の危険な変化が測定によ
り検出される前に患者の容態が危険な状態に悪化してし
まう可能性があり、また反対に、患者の血圧が不安定で
あると誤って判断されて短い測定間隔が設定された場
合、患者の腕や脚は多くの不要な圧迫帯の加圧と、その
ような圧迫帯の加圧による外傷の危険にさらされること
になるなどの課題があった。
めになされたもので、患者の血圧の測定をいつ行えばよ
いかを、圧迫帯の完全加圧を行わずに、また、患者を外
傷の危険にさらさずに、自動的に判定することを第1の
目的とする。
圧測定から大きく変わったかを自動的に判定し、早急に
新規の血圧測定を要求するようにすることを目的とす
る。さらに、この発明は、血圧測定と血圧測定との間の
患者の血圧の状態を監視する技術を提供して、血圧測定
と血圧測定との間の状態の変化が見逃されることがない
ようにすることを目的とする。
監視する技術を提供して全部の行程を行う血圧測定の回
数を現在より減らし、患者への外傷の危険性を最小にす
ることを目的とする。
(“MAP”)より低いチェック圧までの加圧を高頻度
に行い、振動エンベロープのチェック圧において検出さ
れた振動信号を前回の血圧測定の振動エンベロープの対
応した圧力において格納された振動信号と比較する本発
明による自動血圧測定装置により達成された。このチェ
ック圧力は、拡張期圧であることが好ましい。換言すれ
ば、患者の振動エンベロープ上のある点における“スナ
ップショット”信号の比較を行い、もしそれらが所定量
異なれば、患者の血圧が大きく変化したものと判定し、
新規の血圧測定を速やかに(すなわち、使用者により設
定された測定間隔が終了する以前に)開始すべきである
と判定するものである。例えば、“スナップショット”
血圧測定のための、MAPより下の圧力までのチェック
加圧は、設定される測定間隔の1/5の間隔で行うこと
が許される。これらのチェック加圧は、設定された測定
間隔の最後に行われる通常の血圧測定に付加する形で行
われる。
の振動信号を特徴づける各パラメータの格納が行われ
る。通常の血圧測定において格納される各パラメータに
は、エンベロープ(形状とサイズ),拡張期圧,拡張期
における振動の形状,および心拍周期を含んでいること
が好ましい。
は、エンベロープパラメータ以外患者の現在の状態を考
慮した同様の各パラメータが格納される。各々のチェッ
ク加圧において測定された各パラメータは、対応する格
納された各パラメータと比較され、どれか特定のパラメ
ータが大きく(例えば20%かそれ以上)変化していな
いか、また、形状,振幅,心拍周期のずれの合計が大き
く(例えば30%かそれ以上)なっていないかが判定さ
れる。もし変化していれば、新規のMAPを決定するた
めに早急に通常の血圧測定が行われる。もし変化してい
なければ、さらなるチェック加圧が設定された測定間隔
が終了するまで繰り返し実行されるか、または、途中で
完全加圧測定サイクルが実行されるべきであるとの判定
がなされる。
ベロープパラメータとして用いることにより達成するこ
とができる。実際に現発明者等は、振幅が血圧の変化に
対して最も敏感に変化し、振動エンベロープの傾斜が最
大である拡張期圧周辺において最も敏感に変化すること
を見いだしている。しかし、もし血圧が、振動エンベロ
ープ全体をシフトさせる程度に大きく変化した場合、例
えば、以前の拡張期圧における測定値が現在ではほぼ収
縮期圧における測定値であるような場合、測定された振
幅は、格納された振幅に近くなることがありうる。従っ
てこの問題点を回避するために、前述の形状パラメータ
を使用することが望ましい。
ータは、1個の振動の開始点から次の振動の開始点まで
をつなぐ直線を引くことにより計算される。他の直線
は、第1の振動群の頂点から時間軸に向かって、各振動
の開始点をつなぐ直線と交差するように引かれる。また
他の直線は、第1の振動群の頂点から次の振動の開始点
まで引かれる。この直線により、振動の拡張期部分にお
ける三角形が完成する。次に、この三角形の領域と、第
1の振動の頂点と次の振動の開始点との間の振動エンベ
ロープの下であり各振動の開始点をつなぐ直線の上にあ
る領域との比が計算される。
の圧迫帯圧における振動群では1以下であり(振動エン
ベロープの収縮期側)、MAP以下の圧迫帯圧における
振動群では1以上であり(振動エンベロープの拡張期
側)、従って、振動エンベロープの拡張期において測定
された振幅と収縮期において測定された振幅との区別に
上記比を利用することが可能であることを、現発明者等
は実験的に発見した。
圧より低いレベルまで徐々に減圧を行わなければならな
い通常の測定と比較すれば、MAPより低いレベルに加
圧し、数個の心拍の間圧力を保持することによって患者
の腕や脚に対して起こる外傷は極めて少ない。従って、
この発明は、現在個々の血圧測定に対して用いている測
定間隔より極めて大きな測定間隔を使用者が選択するこ
とを可能にし、これにより、患者に対する危険と不快を
低減することを可能とするものである。
説明する。 実施の形態1. 上記目的を満足し、本発明の目下好ましい典型的な実施
態様により他の有益な特徴を与える装置と方法を図1な
いし図4を参照して以下説明する。それらの図に関する
本明細書中の説明は説明の目的のためだけであり、本発
明の範囲を何ら限定するものではないことを当業者は容
易に理解するはずである。従って、本発明の範囲に関す
る全ての疑義は添付特許請求の範囲を参照すれば解決さ
れるはずである。
mseyがオシロメータの血圧モニタ装置を非常に詳細に記
載している。その装置に本発明の原理を有効に適用する
ことができる。共通して譲渡されたRamseyの’029号
特許の記載を本明細書に参考に供した。以下図1の説明
は、その装置の動作の簡単な要約である。
動脈を塞ぐ従来の加圧膨張し且つ減圧収縮可能な柔軟な
圧迫帯(cuff)101を着けた人間の腕100を示す。
圧迫帯101を、排気管103(減圧収縮手段)を備え
た減圧弁102(減圧収縮手段)を用いて減圧収縮する
につれ、動脈の閉塞が徐々に軽減される。以下、より詳
細に説明するように、減圧弁102による圧迫帯101
の減圧収縮を、コントロールライン116を介したマイ
クロプロセッサー107(制御手段,血圧決定手段,血
圧監視手段)で制御する。
力変換器104(圧迫帯圧検出手段)を圧迫帯101に
接続した導管(ダクト)105に連結する。従来のオシ
ロメータ技術に従って、動脈内の圧力振動(拍動)を圧
迫帯101の対圧変化で検出し、これらの拍動を圧力変
換器104で電気信号に変え、処理のためにパス106
を介してマイクロプロセッサー107に伝える。更に、
加圧空気源109(加圧膨張手段)を、導管110を通
し、加圧弁111(加圧膨張手段)と導管112を介し
て圧迫帯101に接続する。加圧弁111をマイクロプ
ロセッサー107からの結線113を介して制御する。
また、圧迫帯101に連通する導管112を、分岐結線
115と導管114により減圧弁102に接続する。
ように、エンベロープの形状やサイズ,拡張期圧,拡張
期におけるエンベロープの形状,心拍周期などの、非侵
襲性血圧(NIBP)測定の間に集められた情報の代表
的パラメータを格納するためのパラメータメモリ108
(記憶手段)が、更に設けられている。
器104から発信された信号から血圧データを作り人工
データを任意に除くためのマイクロプロセッサー107
による処理は、従来技術である上記引用のRamseyの'0
29号特許と'034号特許の教示に従って行なうこと
ができる。また、血圧は以下の特許の教示に従って測定
することができる 。その特許は、Mederoらの米国特許
第4,543,962号と、Mederoの米国特許第4,5
46,775号と、Hood,Jr.らの米国特許第4,46
1,266号と、Ramsey,IIIらの米国特許第4,63
8,810号と、Ramsey,IIIらの米国特許第4,75
4,761号と、 Ramsey,IIIらの米国特許第5,17
0,795号と、 Ramsey,IIIらの米国特許第5,05
2,397号であり、それら全ての特許は共通に譲渡さ
れており、その特許の記載を参照した。いずれにして
も、血圧測定を人工のデータでなく実際の血圧データを
用いて行なうように各レベルで受けた振動群の特質を判
断するために既知のあらゆる技術を使用することが望ま
しい。
は、マイクロプロセッサー107のプログラムを除いて
Ramseyらの'029号特許と'034号特許に記載された
装置と略同じでよい。従って、図1に示した装置の動作
中、約8〜10p.s.i.(ポンド/平方インチ)の圧力の
空気を加圧空気源109で使用することができる。血圧
測定を開始したい場合、マイクロプロセッサー107は
パス113を介して信号を送り、加圧弁111を開け、
減圧弁102を閉める。加圧空気源109からの空気を
加圧弁111と導管112を介して送り、圧迫帯を所定
のレベル、好ましくは、患者の見積もられた心臓収縮期
圧以上に加圧膨張させる。
6を通る信号は圧迫帯101内の瞬間圧力を示してい
る。マイクロプロセッサー107は、これに反応して、
圧迫帯101内の圧力が患者の見積もられた心臓収縮期
圧以上の所定値になった時に、圧迫帯101の加圧膨張
を中断させる。この中断は、パス113を介して加圧弁
111を閉めるように指示する信号を送ることにより行
われる。一旦、加圧弁111を閉めてしまえば、所定の
減圧手順の開始によって血圧測定を行うことができる。
出とマイクロプロセッサー107および減圧弁102に
よる制御とによる実際の血圧測定は、上述の特許に記載
したような適当な方法であればどの方法を用いても実行
することができる。各測定サイクルの完了時には、十分
長く減圧弁102を再開放して排気管103を介して空
気を放出して圧迫帯101の圧力を略完全に低下させる
ことができる。その後、新規の測定サイクルの開始時に
は、減圧弁102が閉められる。
弁111を開け、一方、圧迫帯圧力が所定のレベルにな
る迄、その圧迫帯圧力を圧力変換器104で管理する。
次に、加圧弁111を閉める。その後、マイクロプロセ
ッサー107からの信号116により減圧弁102が操
作され血圧測定が行なわれる。この部分までの血圧測定
装置の動作は、従来と同様のものである。この発明は、
非侵襲性血圧(NIBP)測定に対して設定された血圧
測定間隔がまだ経過していなくても、患者の血圧が変化
したと判定すると自動的に上記の測定行程を開始する血
圧測定技術に関するものである。
収縮動作を各々の段階につき通常約8mmHg等しく減
圧して行なう。従来技術の図2は、従来の非侵襲性血圧
(NIBP)モニタに対して用いられる従来の圧迫帯の
段階減圧と測定サイクルを示す時間対圧力のグラフであ
る。図2に示したように、圧迫帯101を心臓の収縮期
圧以上の圧力まで加圧し、次に、その圧迫帯101を一
段階につき約8mmHgずつ等時間の段階毎に減圧収縮
する。時限時間dが全段階で与えられ、その時限時間内
で信号処理回路が上記の共通に譲渡された特許に記され
た技術に従って振動群を探知する。時限時間dが過ぎれ
ば、たとえ振動群を検出しなくとも圧迫帯の圧力を低下
させる。
振動群を探索する行程は、少なくともMAPまたは振動
エンベロープ200、もしくはその両方が決定されるま
で継続される。この全血圧測定行程は、通常、使用者に
より設定される所定の間隔毎に繰り返される。
順を、以下に図3のフローチャートを用いて説明する。
当業者であれば、図3のフローチャートが、加圧/減圧
の始動や血圧測定サイクルを制御する図1のマイクロプ
ロセッサー107に対するソフトウェアで典型的に実施
されることを理解するはずである。
ド”の背景にあるアイデアは、高頻度で圧迫帯をMAP
より低い圧力まで加圧し、測定された振動信号と、前回
の血圧測定における振動エンベロープ上の近い圧力点に
対して格納された、これに対応するスナップショット信
号とを比較することである。もし、これらの信号が所定
量以上異なれば、それは、患者の血圧が大きく変化して
おり、速やかに血圧測定を行う必要があることを表す。
例えば、MAPより低い圧力への“チェック加圧”であ
れば、血圧測定用に設定された頻度の5倍行ってもよ
い。チェック加圧とこれによる測定は、所定の測定間隔
により行われる通常の血圧測定に付加して行われる。
の操作手順を示すフローチャートである。図3におい
て、ステップST300において保護モードを開始し、
ステップST302において以前の血圧測定の振動エン
ベロープがパラメータメモリ108の中にあるか、換言
すれば、前回の血圧測定が行われたか、また、拡張期圧
を示すパラメータがパラメータメモリ108に格納され
ているかを判定する。
なければ、ステップST304において全血圧測定が実
行される。もし行われていれば、この発明による“スナ
ップショット”または“保護モード”測定のために、圧
迫帯101はステップST306において前回の患者の
拡張期圧、またはMAPより低い他の圧力まで加圧され
る。さらに、保護モード測定の全体を例えば1分程度の
十分短い時間で完了して患者の不快を最小限にするため
に、保護モードタイマーがステップST306において
起動される。
て加圧された後、ステップST308において、従来同
様の技術を用いた振動群の検出が行われる。ここでは、
最低4個の振動群の検出を行うことが好ましい。もしス
テップST310において、振動群が検出される前に保
護モードタイマーが切れた場合は、ステップST304
において全血圧測定が実行される。保護モードタイマー
が切れる前に振動群が検出された場合は、ステップST
312において、検知された振動の各々が十分な品質の
ものであるかが判定される。ステップST308,ステ
ップST310,およびステップST312は、所望の
数の振動群が得られるまで繰り返される。
い拡張期圧が測定された各エンベロープパラメータを用
いて計算される。前述のように、これらの各パラメータ
は、振動における拡張期部分の形状,拡張期圧における
振動の振幅,および心拍周期を含んでいる。もしステッ
プST316において今回が全血圧測定の後の最初の保
護モード測定(チェック加圧)であると判定された場
合、ステップST318においてさらにより高い各圧力
における振動群が測定され、格納されていた振動エンベ
ロープに対する各パラメータが、計算された振動エンベ
ロープに対する各パラメータの格納により更新され、ス
テップST320において圧迫帯が減圧される。従来の
非侵襲性血圧(NIBP)測定装置は通常のNIBP測
定においてこの発明により要求されるような詳細なパラ
メータ情報を収集していないため、上記ステップが必要
となる。それからマイクロプロセッサー107はステッ
プST322において、次の規定の“保護モード”測定
か全血圧測定の時刻になるまで、次の保護モード測定を
開始せずに待機する。なお、通常のNIBP測定の間に
上記のような詳細な情報が収集されるのであれば、もち
ろんステップST318とステップST320は不要と
なる。
測定でない場合は、ステップST314において拡張期
圧における振動群から計算された各パラメータが、通常
の血圧測定後の最初の保護モード測定においてステップ
ST318で格納された各パラメータと、ステップST
324において比較される。もし、ステップST324
において両方のパラメータが所定量以上違っている場合
には、早急にステップST304において全血圧測定が
実行される。しかし、ステップST318においてパラ
メータメモリ108に格納された各パラメータと現在ス
テップST314において計算された各パラメータとが
大きく違わない場合は、ステップST326において圧
迫帯101が減圧され、マイクロプロセッサー107は
ステップST322において、次の保護モード測定か次
の全血圧測定まで待機する。
て計算される各パラメータは、振動の振幅,振動の拡張
期部分の形状,および心拍周期を含んでいる。パラメー
タの比較は、パーセント誤差の計算により行われること
が好ましい。パーセント誤差(%Diff)は、((現
在のパラメータC−格納されたパラメータS)×100
/格納されたパラメータS)により定義される。現在の
パラメータCは、拡張期圧付近における現在のチェック
加圧サイクルで測定された最低でも4個以上の振動群の
最適な平均値であることが好ましく、また、格納された
パラメータSは、振動の形状,振幅の振動エンベロー
プ,および心拍周期の中央値の、完全測定の後の最初の
保護モード測定において測定された最低でも4個以上の
振動群の最適な平均値であることが好ましい。
ST324において、血圧の変化が20mmHgを超え
た場合,振動の振幅または心拍周期の変化が20%以上
の場合,または形状パラメータの変化が10%以上の場
合に、血圧測定が開始されるようにすることが好まし
い。また、形状パラメータのパーセント変化,振動の振
幅のパーセント変化,および心拍周期のパーセント変化
の合計が30%を超えている場合に、全血圧測定が開始
されるようにしてもよい。また、偽陽性および偽陰性の
数を最小化するために他の閾値を設定することは当然任
意である。
血圧の変化に対して最も敏感であることを発見した。し
かし、もし血圧が、振動エンベロープ全体をシフトさせ
る程度に大きく変化した場合、例えば、以前の拡張期圧
における測定値が現在ではほぼ収縮期圧における測定値
であるような場合、測定された振幅は、格納された振幅
に近くなることがありうる。従って、振動エンベロープ
の拡張期側の振動信号と、振動エンベロープの収縮期側
の振動信号とを区別する技術の開発が必要である。この
ことは、圧迫帯圧を変化させる際の振動信号の拡張期側
の形状の記録に対して、この発明に従って前述の形状パ
ラメータを導入することにより達成された。
の間の振動波形における重要な変化に関して導入された
ものである。換言すれば、現発明者等は、振動エンベロ
ープ信号の収縮期と拡張期の形状を数量化した。この発
明によれば、形状の計算は以下の説明のようにして行わ
れる。圧迫帯圧を時間の関数として示した図4の参照に
より、この説明がよく理解されるはずである。
縮期において上昇し、領域Auを有した部分と、圧力が
拡張期において下降し、領域Adを有した部分との2部
分に分けられる。この領域Auと領域Adの面積は計算
されて格納される。そして、基線上の各点と頂点を通る
三角形が計算される。これは、一つの振動群の開始点か
ら次の振動群の開始点まで直線AA’を引くことにより
達成される。また、第1の振動群の頂点T2 Pから直線
AA’とB’において交差する他の直線BB’が時間軸
に垂直に引かれ、さらに、第1の振動群の頂点T2 Pか
ら次の振動群の開始点まで他の直線BA’が引かれる。
この直線BA’により振動群の拡張期部分の三角形が完
成する。三角形BB’A’の領域は、それから、第1の
振動群の頂点T2 Pと次の振動群の開始点A’との間の
振動エンベロープより下にあり直線AA’より上にある
領域Adに分割される。この振動の領域Adの面積と三
角形BB’A’の領域の面積の比が、くぼみ具合の基準
であり、前述の形状パラメータとして格納される。拡張
期部分における上記比は、MAP以上の圧迫帯圧におけ
る振動群では1以下であり(振動エンベロープの収縮
期)、MAP以下の圧迫帯圧における振動群では1以上
であり(振動エンベロープの拡張期)、従って、振動血
圧エンベロープの拡張期における測定と収縮期における
測定との区別に上記比を利用することが可能であること
を、現発明者等は実験的に発見した。
と、振動エンベロープの収縮期における振動とを区別す
るための比の計算は、再度図4を参照することとして、
数学的に以下のように表すことができる。
後、比(AurとAdr)を以下のようにして取ること
ができる。
る三角形の領域の面積であり、Adtは、点B,B’,
A’により定義される三角形の領域の面積である。
動の間圧力を保持するのみでよい保護モード測定をこの
発明に従って実行した場合、圧縮期圧より高い圧力まで
加圧して拡張期圧より下のレベルまで徐々に減圧しなけ
ればならない通常の測定の場合と比較して、患者の腕や
脚に与えられる外傷はほとんどない。さらに保護モード
測定では、現在患者の血圧測定に対して用いられている
測定間隔よりはるかに長い測定間隔を使用者が選択し、
これにより、患者への危険や不快を低減することが可能
である。なお、保護モード測定は、拡張期圧等の比較的
低い圧力に加圧して、いくつか(好ましくは4個)の振
動群を探索し、それから圧迫帯101を完全に減圧する
だけの測定であるから、極めて迅速に完了させることが
好ましい。測定された振動パルス信号の振幅に実質的変
化がなければ測定は完了し、一方、“スナップショッ
ト”やチェック加圧圧力における振動パルス信号の振幅
が実質的に変化していたら全血圧測定が速やかに開始さ
れる。
説明してきたが、本発明の新規教示から逸脱しないで非
常に多くの代替実施態様が可能であることを当業者は理
解するであろう。例えば、Hood,Jr.らによる米国特許第
4,461,266号に記載したように圧力を拡張期圧
から増加させてゆく血圧モニタにも本発明を使用できる
と当業者は理解するであろう。同様に、十分な特性を示
す振動群が得られたかを判断するためにRamseyが記載し
た振幅比較技術を使用しない血圧モニタにも本発明の技
術を使用できることを当業者は理解するであろう。更
に、振動群の形状は、振動群の頂点から、2次導関数の
平均値を振動群の拡張期の終了時点まで累積することに
よっても決定することができることを、当業者は理解す
るであろう。従って、そのような全ての変形が添付特許
請求の範囲に含まれるものである。
のがある。 (1)前記振動エンベロープの前記所定の点と前記チェ
ック圧力とを患者の拡張期圧としたことを特徴とする請
求項1記載の自動血圧測定装置。 (2)前記第1の各パラメータと前記第2の各パラメー
タは、前記血圧振動の、拡張期圧,拡張期圧における振
動の形状,および心拍周期を含むことを特徴とする上記
実施態様(1)記載の自動血圧測定装置。 (3)前記チェック加圧サイクルを開始させる手段は、
前記所定の間隔の約1/5の間隔毎に、個々のチェック
加圧サイクルを開始させることを特徴とする請求項1記
載の自動血圧測定装置。 (4)前記振動エンベロープの拡張期側の血圧振動と、
前記振動エンベロープの収縮期側の血圧振動とを識別す
る手段をさらに備えたことを特徴とする請求項1記載の
自動血圧測定装置。 (5)前記識別する手段は、血圧振動の拡張期の領域の
面積を計算し、この領域の面積を、前記血圧振動の頂点
と、前記頂点から引いた時間一定線と個々の血圧振動の
間を結んだ基線との交点と、前記基線上の次の血圧振動
の開始点との3点より形成される三角形の領域の面積と
比較することを特徴とする上記実施態様(4)記載の自
動血圧測定装置。 (6)前記識別する手段は、血圧振動の前記拡張期の領
域の面積と前記三角形の領域の面積との比が約1以上の
場合に前記血圧振動が前記振動エンベロープの前記拡張
期側であると判定し、約1未満の場合に前記血圧振動が
前記振動エンベロープの前記収縮期側であると判定する
ことを特徴とする上記実施態様(5)記載の自動血圧測
定装置。 (7)前記第2の各パラメータを測定する行程は、圧迫
帯をチェック圧力まで加圧する行程と、前記チェック圧
力において、動脈圧の振動群を探知する行程と、前記振
動群より、患者の現在の振動エンベロープの少なくとも
前記一部において、患者の血圧を示す第2の各パラメー
タを計算する行程とを有することを特徴とする請求項3
記載の患者の血圧監視方法。 (8)前記振動エンベロープの前記一部および前記チェ
ック圧力を拡張期圧としたことを特徴とする上記実施態
様(7)記載の患者の血圧監視方法。 (9)前記第1の各パラメータと前記第2の各パラメー
タは、前記振動群の、拡張期圧,拡張期圧における振動
の形状,および心拍周期を含むことを特徴とする上記実
施態様(8)記載の患者の血圧監視方法。 (10)前記第2の各パラメータを測定する行程は、前
記所定の間隔の約1/5の間隔毎に繰り返されることを
特徴とする上記実施態様(7)記載の患者の血圧監視方
法。
る行程は、現在の振動エンベロープの拡張期側の血圧振
動群と、現在の振動エンベロープの収縮期側の血圧振動
群とを識別する行程をさらに有することを特徴とする上
記実施態様(7)記載の患者の血圧監視方法。 (12)前記識別する行程は、血圧振動群の拡張期の領
域の面積を計算し、この領域の面積と、前記血圧振動群
の頂点と、前記頂点から引いた時間一定線と個々の血圧
振動群の間を結んだ基線との交点と、前記基線上の次の
血圧振動群の開始点との3点より形成される三角形の領
域の面積との比を計算する行程をさらに有することを特
徴とする上記実施態様(11)記載の患者の血圧監視方
法。 (13)前記識別する行程は、血圧振動群の拡張期の領
域の面積と前記三角形の領域の面積との比が約1以上の
場合に、前記血圧振動群が現在の振動エンベロープの拡
張期側であると判定し、血圧振動群の拡張期の領域と前
記三角形の領域との比が約1未満の場合に、前記血圧振
動群が現在の振動エンベロープの収縮期側であると判定
する行程をさらに有することを特徴とする上記実施態様
(12)記載の患者の血圧監視方法。 (14)患者の振動エンベロープの前記一部は患者の拡
張期圧周辺であり、前記チェック圧力はほぼ患者の拡張
期圧に等しいことを特徴とする請求項4記載の患者の血
圧監視方法。
圧測定装置の使用者により設定される所定の測定間隔毎
に行われる全血圧測定と全血圧測定との間に、MAPよ
り低い圧力までチェック加圧を行い、心拍数個分圧力を
保持して振動群を検知し、このチェック加圧時の振動群
を用いて患者の血圧が以前と大きく変化したかを判定す
るチェック加圧サイクルを数回行うように構成したの
で、頻繁に全血圧測定を行うことなく患者の血圧を高頻
度に監視して、患者の血圧が変化している場合には新規
の全血圧測定を速やかに開始することが可能となる効果
がある。従って、患者の血圧が安定しているとの誤った
判断により長い測定間隔が設定され、長い測定間隔の間
に患者の容態が危険な状態に悪化したり、患者の血圧が
不安定であるとの誤った判断により短い測定間隔が設定
され、圧迫帯を収縮期圧より上の圧力レベルに加圧して
徐々に減圧する全血圧測定が必要以上に頻繁に行われて
患者の腕や脚が外傷の可能性にさらされたりするよう
な、従来の自動血圧測定装置における危険を回避するこ
とができる効果がある。
いる測定間隔より極めて大きな測定間隔の設定を行って
も患者の血圧変化を有効に監視することが可能となり、
これにより、患者に対する危険および不快を大幅に低減
することができる効果がある。
(NIBP)測定装置の概略を示すブロック図である。
びこの発明による非侵襲性血圧測定装置を用いて測定さ
れた対応する振動群を示す時間対圧力のグラフ図であ
る。
ーの制御によるチェック加圧または“保護モード”にお
ける操作を示すフローチャートである。
な技術を示す時間対圧力のグラフ図である。
段,血圧監視手段) 108 パラメータメモリ(記憶手段) 109 加圧空気源(加圧膨張手段) 111 加圧弁(加圧膨張手段) 200 振動エンベロープ
Claims (4)
- 【請求項1】 加圧膨張および減圧収縮し得る圧迫帯
と、 前記圧迫帯と連動し、前記圧迫帯を加圧膨張させるため
に前記圧迫帯に対して選択的に圧力をかける加圧膨張手
段と、 前記圧迫帯に接続され、あらゆる血圧の振動を含んだ前
記圧迫帯の圧力を検出する圧迫帯圧検出手段と、 前記圧迫帯と連動し、前記圧迫帯の圧力を選択的に解放
する減圧収縮手段と、 個々の血圧測定の結果を示す各パラメータを格納する記
憶手段と、 所定の間隔をおいて行われる患者の個々の血圧測定の
間、前記圧迫帯圧検出手段による圧迫帯圧の測定に応じ
て、前記加圧膨張手段による前記圧迫帯の加圧膨張と前
記減圧収縮手段による前記圧迫帯の減圧収縮とを制御
し、測定された血圧振動により定義される振動エンベロ
ープの少なくとも所定の点を示す第1の各パラメータを
前記記憶手段に格納する制御手段とを備え、 前記制御手段は、 個々の血圧測定と血圧測定との間に、加圧膨張手段に前
記圧迫帯をチェック圧力まで加圧膨張させることによ
り、少なくとも1回のチェック加圧サイクルを開始させ
る手段と、 前記チェック圧力において前記圧迫帯圧検出手段から血
圧振動を取得する手段と、 前記血圧振動から前記チェック圧力における患者の現在
の血圧を示す第2の各パラメータを計算する手段と、 前記第2の各パラメータが前記第1の各パラメータと所
定量異なっているかを判定し、もし前記第2の各パラメ
ータが前記第1の各パラメータと所定量以上異なってい
る場合、前記所定の間隔のうちのいずれかが終了する前
に次の血圧測定を開始する手段とを有することを特徴と
する自動血圧測定装置。 - 【請求項2】 加圧される圧迫帯と、 前記圧迫帯の加圧膨張手段および減圧収縮手段と、 前記圧迫帯内の時間変化する圧力の検出により動脈圧の
振動群を検出する手段と、 前記加圧膨張および減圧収縮させる手段に圧迫帯を患者
の動脈周辺において患者の見積もられた収縮期圧より上
の圧力レベルまで加圧させ、所定の圧力刻みずつ減圧さ
せ、各圧力レベルにおいて動脈圧の振動群の探知を行
い、前記動脈圧の振動群より、患者の振動エンベロープ
の少なくとも一部を示す第1の各パラメータを決定する
ことにより、患者の血圧を所定の間隔毎に決定する血圧
決定手段と、 前記加圧膨張手段を前記圧迫帯を患者の動脈周辺におい
て、患者の前記振動エンベロープの前記一部としてのチ
ェック圧力まで加圧させるように制御し、前記チェック
圧力において振動群の探知を行い、前記チェック圧力に
おいて探知された振動群より、患者のチェック圧力レベ
ルにおける現在の血圧を示す第2の各パラメータを決定
することにより、前記血圧決定手段を用いて血圧測定と
血圧測定の間の患者の血圧を監視する血圧監視手段と、 前記血圧監視手段に連動し、前記第2の各パラメータが
前記第1の各パラメータと所定量以上異なるかを判定
し、前記第2の各パラメータが前記第1の各パラメータ
と前記所定量以上異なる場合、前記所定の間隔のうちの
いずれかが終了する前に速やかに前記血圧決定手段によ
る血圧測定を開始させる手段とを備えたことを特徴とす
る自動血圧測定装置。 - 【請求項3】 振動血圧測定装置を用いて所定の間隔毎
に患者の血圧を測定する行程と、 患者の振動エンベロープの少なくとも一部を示す第1の
各パラメータを格納する行程と、 所定の間隔毎に行われる血圧測定と血圧測定の間に、患
者の現在の振動エンベロープの少なくとも一部を示す第
2の各パラメータを測定する行程と、 もし、前記第2の各パラメータが前記第1の各パラメー
タと所定量異なる場合、前記所定の間隔のうちのいずれ
かが終了する前に振動血圧測定装置による血圧測定を行
う行程とを備えたことを特徴とする患者の血圧監視方
法。 - 【請求項4】 加圧される圧迫帯と、 前記圧迫帯の加圧膨張手段および減圧収縮手段と、 前記圧迫帯内の時間変化する圧力を検出する圧迫帯圧検
出手段の検出により動脈圧の振動群を検出する手段と、 前記加圧膨張手段および前記減圧収縮手段に圧迫帯を患
者の動脈周辺において患者の見積もられた収縮期圧より
上の圧力レベルまで加圧させ、所定の圧力刻みずつ減圧
させ、各圧力レベルにおいて動脈圧の振動群の探知を行
い、前記動脈圧の振動群より、患者の振動エンベロープ
の少なくとも一部を示す第1の各パラメータを決定する
ことにより、患者の血圧を所定の間隔毎に決定する血圧
決定手段とを備えた自動振動血圧測定装置を使用した患
者の血圧監視方法において、 前記所定の間隔毎に行われる個々の血圧測定と血圧測定
との間に、前記加圧膨張手段に前記圧迫帯をチェック圧
力まで加圧膨張させることにより、少なくとも1回のチ
ェック加圧サイクルを開始させる行程と、 前記チェック圧力において前記圧迫帯圧検出手段から血
圧振動群を取得する行程と、 前記血圧振動群から前記チェック圧力における患者の血
圧を示す第2の各パラメータを計算する行程と、 前記チェック圧力における患者の血圧を示す前記第2の
各パラメータが前記第1の各パラメータと所定量異なっ
ているかを判定する行程と、 もし前記第2の各パラメータが前記第1の各パラメータ
と前記所定量異なっている場合、前記所定の間隔が終了
する前に次の血圧測定を速やかに開始する行程とを備え
たことを特徴とする患者の血圧監視方法。
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