JPS59215B2 - ケツアツソクテイソウチ - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は被検者への侵襲を軽減し、かつ血圧を安定に計
測することを可能とする装置に関する。

生体の血圧は年令に応じて正常値がある。

しかし術中、術後において、循環器系に異常が生ずると
血圧が上昇したり低下したりする。

そのため術中、術後の患者の状態監視のため血圧を連続
的にモニタする必要がある。

しかし、聴診法による血圧測定装置はカフ（こより血流
を一時（例えば２０〜３０秒間）止めるため、被検者へ
の侵襲が大きくなるという欠点がある。

した楚って連続測定は不可能となり一定時間間隔（例え
ば１０分間）ごとに断続的に血圧を測定しているのが現
状である。

また従来のカフを用いた血圧測定法はカフ圧を一方向に
増加または減少させ、コロトコフ音または血管壁の振動
が一過性に発生または消滅する点を最高血圧または最低
血圧とする方法である。

したがって、検出精度および再現性に問題があり、外部
雑音の影響を受けやすい欠点があった。

これらの点を考慮して、本発明においては、被検者への
侵襲を減少し、かつ安定で精度よく血圧測定可能な装置
を提供しようとするものである。

はじめに、カフの加圧時間を短縮して被検者への侵襲を
軽減することを目的とした血圧測定装置について述べる
。

以下において図面により説明する。

まず、パルス状カフ圧の大きさを増減することによって
、血圧を測定する装置についてのべる。

第１図は、心電図、血圧、カフ圧および血流の関係であ
る。

すなわち心電図のＲ波より一定時間Ｔ（この値は○〜被
検者の心拍周期から下にのべるパルス性カフ圧の印加時
間を引いた時間の間であればよい。

）遅延した時刻にパルス性カフ圧ＣＰｉ（ｉ＝１，２．
３・・・）を印加する。

このときカフ圧ＣＰ１．ＣＰ２のように血圧ＢＰより小
さくなければ、血管壁が閉状態となるので、それぞれ対
応する時刻の血流Ｆ１．Ｆ２が所定のしきい値ＴＨ１以
下となる。

一方、カフ圧ＣＰ３のようｌこ血圧ＢＰより小さければ
血管は開状態であるので、血流Ｆ３は所定のしきい値以
上である。

したがって、パルス性カフ圧を印加した時刻の血流値が
所定しきい値以上か否かを判定すれば、その時刻の血圧
測定が可能となる。

第２図はパルス性カフ圧による血圧測定装置の一実施例
ブロック図である。

この図において、１は時間Ｔ１だけ遅延させる遅延回路
、２はパルス性カフ圧発生装置、３は血流測定装置、４
は制御信号（時間Ｔ１遅延した信号）が入力したときの
みカフ圧印加時間（例えば２００ｍ５であるが、約１０
０ｍ５〜１ｓの間であればよい。

）だけ開状態となるゲート回路、５はゲート回路４の出
力を一方の入力とし、所定しきい値ＴＨ１（例えば１
ｃｍ／ ｓ ）を他方の入力とする比較器、６はインバ
ータ回路（もちろん、このインバータ回路６は場合によ
って必要としない。

）７はインバータ６の出力を一方の入力とし、パルス性
カフ圧発生回路２から出力する遅延タイミング制御信号
（たとえば５０ｍ５）を他方の入力とするナンド回路、
８はナンド回路７の出力により制御されて開状態となり
、パルス性カフ圧発生回路の２の圧力値を入力するゲ゛
−ト回路である。

尚遅延タイミング制御信号は制御信号とカフ圧との時間
遅延時間と同じである。

また、２−１は心電図のＲ波ことよるトリガ信号の入力
端子、２−２はパルス性カフ圧をカフに接続する出力端
子、２−３はカフより末梢側に配置された血流計測用ト
ランス：、；ユーサ出力の入力端子、２−４は血流の所
定しきい値ＴＨ１，２−５はカフ圧印加時刻の血圧値の
出力端子である。

かかる構成とすれば、端子２−１より入力した心電図ト
リガより一定時間Ｔ１遅延した時刻にパルス性カフ圧を
発生させ、端子２−２より被検者に印加することができ
る。

カフより末梢側に配置されたトランスジューサの出力は
端子２−３をへて、血流測定装置３により第１図に示す
ような血流波形が得られる。

血流測定装置３の出力は一定時間（例えば２００ｒｎｓ
）だけゲート回路４を通過する。

ゲ゛−ト回路４の出力はコンパレータ５の一方の入力と
なり他方の入力の所定しきい値ＴＨ１と比較される。

その結果、第１図に示すようにコンパレータ５の出力は
、パルス性カフ圧が血圧より小さくない場合と小さい場
合で変化する。

そこでコンパレータ５の出力をインバータ６で反転させ
、ナンド回路７においてパルス性カフ圧発生装置２の遅
延タイミング制御信号とナンドをとると血流が所定のし
きい値以上となったときのみ、ナンド回路７からゲート
制御信号が発生する。

すなわちゲート制御信号はカフ圧が血圧より低くなった
時刻を表す。

そのゲート制御信号によりゲート回路８は開状態となり
、カフ圧発生装置２のその時刻の圧力値を出力端子２−
５に出力する。

ここでは第１図、第２図に示すようにあらかじめパルス
性カフ圧を血圧以上に上げた後、心拍ご七に徐々ｌこカ
フ圧を減少させ、血圧測定する方法について説明した。

逆にあらかじめカフ圧を血圧以下としておき、心拍ごと
に徐々に上げてゆき血圧測定することも可能であること
は明白である。

以上述べたように、従来被検者の最高血圧、最低血圧を
測定するのに３０秒間前後カフにより血流を止めていた
ため被検者への侵襲が大であったが、本発明によれば、
約０．１秒のパルス性カフ圧を数回印加するのみで可能
となり、被検者に対する負担が大巾に軽減される。

次に従来のカフを用いた血圧測定法は一過性のコロトコ
フ音または血管壁振動を検出しているため、再現性およ
び外部雑音に対するＳ／Ｈに問題があった。

そこで本発明ｔこおいてはカフ圧を一定周波数で振動さ
す、対応する振動血流を検出することにより被検者の最
低血圧を測定する血圧測定装置につき図面により説明す
る。

第３図は本発明の動作説明図であり、心電図、血圧、カ
フ圧、血流および第４図の実施例の制御信号のタイムチ
ャートである。

一定周波数（例えば１０Ｈｚ）でカフ圧を振動させ（同
図ではパルス的に振動しているが、サイン的振動等であ
ってもよい）、心電図０１の前後の時刻に示すようにカ
フ圧のピーク値をあらかじめ被検者の最低血圧以上に上
げておくこととする。

この状態では血管壁がカフ圧ｔこ対応して開閉状態を繰
り返えすので、カフより末梢側で計測された血流は、第
３図のＦｌのように一定周波数で振動する。

ところが振動カフ圧のピーク値を徐々に減少せしめ、最
低血圧よりわずかに大きくすると、血流波形はＦ２に示
すように、振動する時間が短縮する。

さらに振動カフ圧を下げ、最低血圧以下とすると、血流
波形はＦ３に示すように振動成分が存在しなくなる。

この点が最低血圧である。

第４図は本発明の他の実施例のブロック図である。

９は振動カフ圧発生装置、１１は心電図のＲ波トリガを
入力として一定時間Ｔ１遅延させる遅延回路、１２は遅
延回路１１の出力をさらに一定時間Ｔ２遅延させる遅延
回路、１３はカフより末梢側に配置された血流トランス
ジューサの出力を入力とする血流測定装置、１４は遅延
回路１１の制御信号出力（［）により開状態となり、遅
延回路１２の制御信号出力（［１）により閉状態となる
ゲート回路、１５はゲート回路１４の出力を入力とし、
カフ圧の振動数を中心周波数とする狭帯域バンドパスフ
ィルタ、１６は整流回路、１７は整流回路１６の出力を
一方の入力とし、所定しきい値ＴＨ２を他方の入力とす
るコンパレータ、１８は制御信号（１１）により制御さ
れるサンプルホールド回路、１９はサンプルホールド１
８の出力を入力とする単安定マルチ、１０は単安定マル
チ１９の制御信号出力側に制御され、振動カフ圧発生装
置９の出力を入力とするゲート回路である。

また４−１は振動カフ圧をカフに接続するための出力端
子、４−２は心電図Ｒ波トリガ入力端子、４−３は血流
トランスジューサ出力の入力端子、４−４は所定しきい
値の入力端子、４−５は最低血圧値の出力端子である。

かかる構成とすれば、振動カフ圧発生装置９により一定
振動数（例えば１０Ｈｚ）のカフ圧が発生し出力端子４
−１よりカフに印加される。

心電図のＲ波トリガは端子４−２より入力し、遅延回路
１１．１２により、それぞれ第３図に示すような制御信
号（ｉ）、（１１）を発生する。

一方、血流情報は端子４−３から入力し血流測定装置１
３をへて、制御信号（ｉ）により開状態となり制御信号
（１１）により閉状となるゲート回路１４に入力する。

ゲート回路１４の出力はカフ振動数１０Ｈ２を中心周波
数とするバンドパスフィルタ１こ入力する。

バンドパスフィルタ１５の出力は整流回路１６で整流さ
れた後、コンパレータ１７の一方の入力となり、他方の
入力の所定しきい値ＴＨ２と比較される。

したが−ってコンパレータ１７の出力は第３図に示すよ
うに、血流波形が制御信号ｉ）と（１ｉ）の間で振動し
ている場合は１、そうでない場谷は０である。

そこで制御信号（ｉｌ）でサンプルホールド回路１８を
制御すれば、血流が振動している間は連続して１である
が、血流振動がなくなった心拍で０になる。

このサンプルホールド回路１８の出力を単安定マルチ１
９に入力すると単安定マルチの制御信号出力（ｉｏ）が
得られる。

したが゛つて制御信号圃によりゲート回路１０を開状態
きし、振動カフ圧のピーク値を出力端子４−５に出力す
れば、これが最低血圧である。

ここでは第３図に示すように振動カフ圧をあらかじめ最
低血圧以上に上げた後、徐々に振動カフ圧を減少させ、
最低血圧を測定する方法について説明した。

逆にあらかじめカフ圧を最低血圧以下としておき、徐々
にカフ圧を上げながら最低血圧を測定することも可能で
あることは明白である。

以上は血流波形中の振動分を検出するのにバンドパスフ
ィルタを用いる方法である。

一般には血流の振動成分のＳ／Ｎは十分あるが、血流検
出用トランスジューサの感度が低下したり、血流とトラ
ンスジューサの相対位置のずれなどにより、ときには血
流の振動成分のＳ／Ｎが低下することがある。

そこでバンドパスの出力のＳ／Ｎを上げるために第５図
に示すような実施例につき説明する。

２０は９０°位相同期整流器、２１は０°位相同期整流
器、２２，２３はともに自乗器、２４は加算器２５は９
０°移相器である。

振動カフ圧発生装置９より出力される振動カフ圧と同期
した振動トリガ信号を、同期整流器２１および９０°移
相器２５に入力する。

その他の回路構成は第４図と同一である。

かかる構成とすればバンドパスフィルタ１５の出力の０
０位相成分か同期整流器２１で振動トリガ信号に同期し
て整流され自乗器２３をへて得られ、９０°位相成分が
同期整流器２０で振動トリガ信号より９０°位相の９０
°移相器の信号で同期整流され自乗器２２をへて得られ
、加算器２４により両者の振巾値が求まる。

すなわち血流波形の振動成分のみ求まり雑音成分は取除
かれる。

この実施例によれば同期整流（こより、血流波形の振動
成分のＳ／Ｎが大巾に向上される。

さらに、血流波形の振動成分のＳ／Ｎを向上させる方法
として第６図に示すような実施例につき説明する。

第６図において、２６はクロス相関計算回路であり、血
流測定器１３の出力を一方の入力とし、振動力）圧発生
装置９の振動トリガ信号を他方の入力とする。

クロス相関計算回路２６は、この二人力のクロス相関係
数を遅れ時間ｔを変化させながら計算し、Ｄ／Ａ変換器
により相関関係のない雑音は取除かれクロス相関のある
血流波の振動成分を出力させる。

クロス相関計算回路２６の出力は整流器１６の入力とな
り、以下第４図と同一である。

尚クロス相関計算回路は乗算器、遅延器、平均化回路等
から容易に実現出来る。

このようにカフ圧を振動させ、対応する血流波形の振動
成分の有無を計測することにより、従来の血圧測定法で
問題であった、再現性および外部雑音に対するＳ／Ｎな
どを大巾に改善されることが明らかとなった。

以上の実施例においては、パルス性カフ圧および振動カ
フ圧の印加法として零圧力から所定圧力まで変化させて
いるが、一定の直流的圧力に重量させたパルス性カフ圧
および振動カフ圧の場合も全く同様な効果が期待できる
。

以上はカフ圧を手動で減少し、カフ圧がその時刻の血圧
または最低血圧以下となったとき制御信号を得る血圧測
定装置について説明した。

さらｌここの制御信号を用いて自動的にカフ圧を増減し
連続監視用血圧測定装置が可能であることは明白である
。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明を説明するための血圧波形、血流波形を
示す図、第２図は本発明の一実施例の構成を示すブロッ
ク図であり、１は遅延回路、２はパルス性カフ圧発生装
置、３は血流測定装置、４および８はゲ゛−ト回路、５
はコンパレータ、６はインバータ、７はナンド回路であ
る。 第３図は本発明を説明するための血圧波形、血流波形お
よび本発明の一実施例の制御信号説明図、第４図は本発
明の他の実施例の構成を示すブロック図であり、９は振
動カフ圧発生装置、１１および１２は遅延回路、１０お
よび１４はゲート回路、１３は血流測定装置、１５はバ
ンドパスフィルタ、１６は整流回路、１γはコンパレー
タ、１８はサンプルホールド回路、１９は単安定マルチ
である。 第５図は本発明の他の実施例の構成を示すブロック図で
あり、９〜１５および１７〜１９は第４図と同一であり
、２０および２１は同期整流器、２２および２３は自乗
器、２５は９０°移相器である。 第６図は本発明の他の実施例の構成を示すブロック図で
あり、９〜１３および１６〜１９は第４図と同一であり
、２６はクロス相関計算回路である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １１心拍中の任意の時刻にカフ圧をパルス状に変化させ
   る手段と、カフより粂梢側に配置されたトランスジュー
   サによる血流計測手段と、上記パルス性カフ圧の大きさ
   を増減させ、上記血流計測手段の対応する時刻における
   出力の有無を判定する手段とからなる血圧測定装置。 ２ カフ圧の大きさを一定周波数で振動させる手段と、
   カフより末梢側に配置されたトランスジューサによる血
   流計測手段と、上記振動カフ圧のピーク値を増減させ、
   上記血流計測手段の対応する時刻における上記の一定周
   波数の血流波形成分を、検出し、その有無を判定する手
   段とからなり、最低血圧を測定することを特徴とする血
   圧測定装置。 ３ 特許請求の範囲第２項記載の血圧測定装置において
   、バンドパスフィルタにより一定周波数成分の血流波形
   の有無を判定することを特徴とする血圧測定装置。 ４ 特許請求の範囲第２項記載の血圧測定装置において
   、９０°位相差をもつ２個の同期整流手段と自乗手段と
   、加算手段とから、一定周波数成分の血流波形の有無を
   判定することを特徴とする血圧測定装置。 ５ 特許請求の範囲第２項記載の血圧測定装置において
   、振動カフ圧と血流とのクロス相関を計算するよう構成
   したクロス相関計算手段から、一定周波数成分の血流波
   形の有無を判定することを特□ 徴とする血圧測定装置
   。