JPS59501296A - 非侵入型実時間血圧測定システム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 非侵入型実時間血圧測定システム １立五１１ この発明は、一般に、血圧調定のための医療装置に関するものであり、特に、ポ ンプおよびトランスデユーサを用いるカフ型システムに関するものである。

多くの形式の血圧測定装置が先行技術（こおいて知られている。−例は、Ｗｉｌ ｌｉａｍｓ他のアメリカ合衆国特許第４゜１０５．０２１であり、この特許は、 閉寒する膨張可能なカフを身体の部分にあてがって、それにより与えら衿ろ圧力 が収縮期圧よりも大きな圧力と、弛ＰＡ　！！Ｉｆ圧よりも小さな圧りとの間で 循環される。この特許に、Ｊ３いて説明される与圧サイクルは、複数側の血圧パ ルスが生じている時間の間閉塞カフからの圧力の制御されたブリードと［）で生 じる。

この特許は、カフの内側の圧力を測定ザるため血流モニタおよび圧力モニタを用 いることを示している。同様なシステムが、アメリカ白票［Ｊ特許第３，８１４ ，０８３においてＦ　１ｅｔｃｈｅｒ他によって説明されており、この特許は３ ０秒ｒ１６００−６０ＭＭ　ＨＱであったカフ圧力のブリードダウン（ｂｌｅｅ ｄ−ｄｏ＋＊ｎ）を説明している３両特許は、閉塞している力”ノ圧力の１回の サイクルの間の収縮期血圧および弛緩期血圧の両方を測定することを意図してい る。

血圧測定システムはま１こ、アメリカ合衆国特許３，９０５．３５４のｌ　ｉｃ ｈｏｗｓｋｙによって説明されており、この特許は、患者の腕に取付けられたチ ャンバの圧力変動の測定を示しており、その変動は患者の心Ｊツに対応する。同 様に、１ｉｎｋｌｔ！！のアメリカ合衆国特許４，０４７，７１１は、脈搏血圧 を表わす、カフ圧の変動成分を測定するためのトランスデユーサを開示している ー 非侵入的に血圧を測定するｉ・η來技術の方法に伴う主たる問題（よ、測定を１ ％るプロ１″！スか不所望に長い時間期間を必要とするということであるっこの Ｊ、うな先行技術の装置に直面する問題は、コーザが　血圧／〕（瞬間的にとの にうむものであるかおよび血圧が２，３の派Ｊｄ、ｌ明門にｂたりどのよ°うに 変化するかを知ることができないとい）こ七で（もろ−このような先行技ｔｆｉ の装置が直面するさらに他の問題は、カフ圧す、イクルの開面圧測定の精度が　 ちしｒｆｆｉ圧が定常でなければ劣化するかもしれないということでＡうろ−、 免コニ互１ したがって、この発明の目的（Ｊ　面ｒｆ別定システムを１星供することである っ この発明は、ポンプと、このポンプに取イ１（］られ、ユーザの体の付＠器官を を付けるためのカフとを含む血圧測定システムを含むっポンプは、血圧用波数よ りも高い周液数で振動圧力をカフへ与える２カフ圧わがモニタされ、かつ検出器 が用いられて、カフ圧力が血圧に等しいときを検出する。検出器は、血流、コロ トコフ音、またはカフ圧力の不連続性を検知するために用いられる種々の形式の うちの任意のものであってもよい。アナログまた（末ディジタル形式で、カフ圧 を、検出された時に相関させかっしたがって検出された時の血圧の晴間′直を決 定７ｉるための電気回路が設けられＣ逐次的な面ｒｆＬＩＩｌｌ定の波形のエン ベロープを示すための表示が設けられてもよい。

この発明の弔要な特徴は、実時間で血圧１１１定を行な″う非浸入型の血工ｌｌ ｌ定システムを提（Ｊｔすること、すなわち、その：１Ｉｌｌ定は実質的に瞬間 的な血圧を反映することである。

この発明の他の利点は、極めて正確な血圧測定が非侵入型装置で達成されること である。

この発明のさらに他の特徴は、一連の実質的に連続する血圧測定を発生する血圧 測定システムを提供することである。

このｆｌ明の他の特徴は、それが自動化された脈圧計システムの主な形式のもの と両立しｉｑることである。

この発明のこねら、ｊ’３よび他の刊引は、同様な参照文字がいくつかの図面を 通じて同一または類似の部分を示す添付図面とともに行なわれる以下の説明から より十分に明らかとなろう。

１皿±１１ 第１図はブロック図の形式で電子エレメントを示すこの発明の血１測定システム の絵画的な図である。

第２図はこの発明の一実施例に用いるためのアナログ電子回路のブロック図であ る。

第３図はこの発明の一実施例に用いるためのディジタル電子回路のブロック図で ある。

第４図はこの発明に関係する種々の１の、振幅対時間の性質を示す波形図である っ 好ましい実施例の説明 まず第１図を参１電して　血圧測定システム１０は　ポンプシリンダ１６におい て周期的に往復、連動するように摺動自在に取付けられたピストン１４を有する ポンプ１２を含む−ピストン１４はクランク２０によってクランクシャフト１（ ３へ’＋Ｗ　４’５され、それに上って、ピストン１４は、シャスト１８が矢印 ２４方向にシセフト軸２２のまわりに回転されるに従って、周期的に往１ｕ運動 する。ピストン１４のスｌヘロークは、シャスト２２の半径２８に沿ってクラン ク２０の端部２６を移動させることによって凋ｖＩ号能である。

シｔ・スト２２は°１Ｆ動捜のよ）ｌ【外部勤り源（図示せず）に上−）Ｃ回転 されるっ 出入口３０はシリンダ１６の壁を介して延びる孔であり、出入口３０がピストン １４のスト１：１−りの最も低い部分にあるようにシリンダ１６の長さに沿って 位置決めされている。このように、出入口３０は、ピストン１４が各リーイクル の間そのストロークの最も低い点まで往復運動７ｉるとぎに出入口３０＠介して ポンプシリンダ１６が出入口を作ることができるように位置決めされている。出 入口３０は、シリンダ１６の内側が、ビス！ヘン１４の各号−ｒクルの間に少な くとも１同大ヌ圧に等しくなるようにされることを保証するっ出入口３０は、ピ ストン１４がその最も低いストローク位１αにないとき（ｔピストン１４によっ て覆われるかまたはピストン１４の後ろにｄうろということに注目されたい。

容ｑｆｑ　ｉｌｌ　＋、Ｉｔヒストン３２！１、シリンダ１６と同軸でがっシリ ン’／’　１５と連続Ｘ、する容積１ｈす御シリング、３４の内側に摺動自在に 取イ１　Ｂプられる。、４茫ねじ、３６りくジＩＪンタ１６を介して螺管自在に 取付けＩうれ、かつその外側置部にはノブ３８が成句【）られている工ねじ３６ は、ねじ３６を回転させることによってシリンダ３４の長さに冶ってピストン３ ２が移動されろように、ｔ−′、ストン３２／＼連拮される。このように、ビス （−ン、′３２の位置【、上シリンＩ（ζ３１の内側の容積を変化させろ上うに 変化されることができうつ膨張量Ｑヒな閉塞カフ４０は、好ましくは、１−プの 体のｆり属器官４２（たとたけ、椀）を巻付けるため可撓性’１４　”ｉｔから 構成される。カフ４０は、１力がカフ４０／ＸＳ暇給されるときに　付属器官４ ２の血管を閉′！！Ｊろようにした通常の構成力日うなる。

圧力供給管４４は、カフ４ｏと、ポンプシリンダ１６および容積制御シリンダ３ ４の内１ｉｌｌとの１１Ｍの流体接続を与え、そのためすべてが流体と流動的に 接読されかつ流体で満たされる。ビス［・ン１４が出入口３０を阻止するとき、 実質的に閉じられた容積がカフ４０．″冷４４．シリンダ３４およびシリンダ１ ６に、よって形成される。この流体（ユ、粘性オイルのような液体ま１．：は空 気のような気体であってもよい。このような必要とされる流体の体積はそのｒｆ 笥能力とともに変化する。空気のよ）な流体に対して（、工、２５０から、３　 （：）　Ｑ　Ｃｍ３の体積が適１．７ている。低粘性オイルのような流体に対し ては、１０から２ｒ、）ｃｍ’の体積が適しているつ比較的低いｒＥ縮鉗力を有 する、低粘性オイルのような流体り（この発明に用いら机るときは、カフＡＯは 、外周に（１ハ）で実質的に拡大すること／〕１τきない公知の　先行技術の形 式の４９のτあるのが好ま１−い。

圧力測定管４６は管４４の内側に冶−）で螺看されておりカフ４０の近くに問い た末６さ部を有１−・、その３部（こ近い方の端部は圧力トランスデユーサ４８ に接続されているっ管４６（ユ付１．蛎唱官４２へ結合され！≧５１ればｌ、Ｈ Ｉらない接続の攻を最小に！ｒろＪ−め管４−４の内（一時に配置されており、 それによ−）で付属器官／１２からぶら下がる箆圭１、＝　Ｌ、ｔ　ノｒ−プル をニー　＋ｆ　／）＜有づろという不便さを最小（こする。以下に説明するＪ： うに、管４６および圧ノコ［〜う７　Ｆ７−壮４８はカフ４０の内側の流体王を 判定するために用いられろ。したがって、・麿ｌ↓（うの末端部は、カフ４０の 近くに配置されて、管４４の長さに沿って圧力か降下することによる不正確さを 回避する。

圧力１〜ランスデコーサ４８は流体圧力を電気信号に変換するための通常の形式 のトランスデユーサ（たとえば、ストレインゲージを備えたタイアフラム）の任 意のものであってもよい。トランスブ゛−Ｌ−サ４８は管４６を介してカフ４０ の内側の流体圧力を、！１．ｌｉ定する動きをする一トランスデコーナ４８は、 電気的に、電子回路ボックス５０へ接続されて、測定されたカフ流（水圧力を表 わす電気信号を転送する。

血流検出器５２が付属器Ｉ３’　４２上に位置決めされて、カフ４０による閉塞 に起因する、付属器官４２における血流の開始および停止を検出するユしたがっ て、検出器５２は、カフ４０の内側の流体圧力が付属器官４２の内側の血圧に等 しい時を検出する。検出器５２は、カフ４０に隣接して位置決めされる光電面１ １［１センサを含む先行技１）ｉにおいて知られている光学面予測定型のもので あってもよい。この上−うなセンサはまた、以下に説明するように、カフ４０に よって与えられろ圧力によって周期的に遮断さねる血液容積脈搏（脈）を検知す る／、−めに用いられることもできる一検出器５２は電気的にホックス５０へ接 続されて、付属器官４２の血流を表わづ電気信号を転送する。

この発明の他の実施例において、マイクロホン５４か検出器５２に代わる代替の 血流検出器として用いられる。第１図に示すように、マイクロホン５４は付属器 官４２上にあるカフ４０の下に取付けられ、先行技術において知られているよう に、面管を締め付けることによって生じる乱流の血流のコロトコフ音特性を検出 する。このように、マ・イクロホン５４は、カフ４０の内側の流体圧が付属器官 ４２の内側の商工に等しいどぎを検出する。マイク［コホン５４が、この発明の 実施例に３５いて検出器５２（二代ね−）で用いられれば、それがｉｌζｌラッ クスへ電気的に接降されて、付属器官４２のＬｌｌ［ｌ流を表わす“電気信号を 転ＩＺするよ第１図にも示される電気インヒーグンス血吊計は、（金出器５２に 代わるざらに他の代替の血流検出てで・偽り、この発明の代替の実施例の一部と して用いられる。インヒータンス面邑計５６（ユ、先１１技術に、１５い（知ら れ１丁いるよ）に付属器官４２を差付（）る、間隔を隔てらｆｌｔこ１可の゛電 気的なコンダクタ５８　Ｊ５　、Ｊ：び６０をＳむ。＝１ンダクタ５８　Ｊ’ｉ 　−ｔ：ひ６０間の電気インピータンスは血流の関数として変化１−ることか知 られており、しＩこかって、面ｊ漬５１５６仁り末を二勾７　／Ｉ　Ｏ内側の流 体圧力が付属器官４２の内側の血圧に等しいときを検出−１７）。インビーグン フ面−計５６ノ戸、この発明の実施例【、二おいて検出器５２に代すって用いら れるとそれ（ｊボックス５０へ電気的に＃＆続、されて、（付属器官４２の血流 を表わす電気倍電を転送する。

以下に詳細に説明する」：うに、電子回路ボックス５０（４，１〜ランスデコー リ−／１８によって測定されたカフ耶を検出器５２の血流１１１１１　：尼に相 関さぜるＣ検出器５２により行／宋ねれる測定は、ボツクス５０によって用いら ねで、］ｊフ４０の内側の流体圧が付属器官４２の（（Ｂ　ｒｆに等しい時を決 定する一部・ソクス５０は、検出器５２によってＩｎられる時を、トランスデユ ーサ４８によって測定される圧力と相関させて付属器官４２の内側のｌｌｌ１圧 を表わす電筑的／１血圧信号を発生するっ ナイスプレイ５３は、好ましく（ユ、［１定ヒＩこ血圧を示すボックス５０によ って発生される波形５１５８表示１１ろためボッ’、ｙ　７．５０　／＼電気的 に接続さ１９ろｌニーｒイ子イスプレイである。、波形５５　＋、ｔ　、好まし くは、−史のｊ’ｌ　ｊ喝を隔てられた、平行ｌＣフベイ／ｌからなり、ぞねＩ 亀スハイ勺の各々の高さは瞬間的な１．ｌｎ庇幀を示（、てＪ−；　’、）　か っスベを勺の分列は時間開門を謬ヱ［８：楔形５５をづω、ｊｊｉｌ　、ｌろｌ こめ図形イヒした形で猫が）Ｌｆ：第１図の成彩５５に上り伝７ｆられる甲午に 対して、スベイ／）は、又バーイクを分！：ｇｉ　１１ろ幅／時間）と比べて、 全く狭い幅（短い時間開門）のらのて・いる２土ｔ：、、スパイクの心部の耳、 ヨ状は、ここに説明すろ発明の実施例の動作に対して７カ定的／ＩＩ−）ので（ よ／！い−ちらろ／）−７，５：れらのスパイクのｉｉ　％「／Ｋ　１！（性（ 工…いらねろ！：二７Ｚ　Ｋ買に必て１“依存し、モニタ装置ととらに変化すろ ちのであるが、しが［−ながら、モニタ装置はｆ＝ｌ呪器官４？の血圧の波形に 似た波形５５のエンペロー１８発生ずるために用いられてもよい。

ディスプレイ５７　、５．９　Ｊ５　Ｊ、ひ６１は、好ましくは、それぞれ、１ １１定された１１！縮明圧、弛♀と明圧、および平均血圧を表わす教学を表示す るため、ボツクス５ｏへ電気的に接続されるディジタル文字ディスプレイである 。テｒスプレーイ５７，５９お去ひ６１の内容は、トランスデユーサ４８Ｊ５よ ひ検出器５２の：ｌｌ１ｌ定を）・１関さ１ｉる？ろ果としてボックス５０によ って発生され、て、　；Ｉｊｌｉ定さ机た面子を決定しかつ測定された血圧の　 股大、＠Ｉ］＼１および平均にそねぞれ基づいてアイスプレイ５７，５９Ｊ５． よび６１の中容を発生づるー゛市市水ボックス０のためのアナログ電子回路の実 倶力く第２図【こ示される。圧ｈ（言９つンデｒショナ６？は第１図のトランス デユーサＡ８ｉ＼の電気接続のための７・、力６４を有するーコレデｒショナ６ ２は、好まｌノ＜は、トランスデＩＩす４２３η５よひ増幅器のための電源を含 む、検出器信号コンディショナ６６は第１図の検出器５９ｚ＼の電気接続のため の入力６８をｆｉ−Ｔｊろ。コンディショナ６６は、好ましくけ、做分器１１５ よび信号１ノベルトリガスイツチを含む。

コンディショナ６２の出力は　コンディショナ６６の出りによってゲート処理さ れるゲート７０への入力とｌ、て与えられる。−コンディショナ６６は一１灸出 器５２（、第１図５１（ｑ）が、カフ４０の内側の圧力が付言器官Ａ２の内側の 血圧と回しであるということを承りときにゲート７０を間（プコンデ（７，ｒ　 ３す６２の圧力がゲート７０を通過づるように工１ろことかできるっコンディシ ョナ６２の出りの大きさはカフ４０の内側の圧力に関連する。したがって、ゲー ト７０の出カフ２は一連の間隔を隔てらねたスパイクパルスから／【る波形を有 し、パルスはコンディショナ６６がゲート７０を聞くときに対応し、かつ各パル スの高さはコンディショナ６２の出力に対応する。出カフ２は第１図のデｒスプ レィ５２７＼電気的に接続されてもよい。

表示発生器７４は、好ましく（ま　出カフ２への電気接続のための通常の形式の アナログお上びデージタル電子回路を含ｈ、第１図の数値ディスプレイ５７．５ ９および６１を電動するため出ｔ）７６．７８および８０を発生させろ−たとえ ば、発生器７４は先行技術のトリ力可能なティジタル°電圧計回路を含んでもよ い。

圧力信号コンディジづす６２（す、１灸出盟５２がカフ・１０から憧れた距離に 位置決めされるＩ−め検出器５２と１−ランスデューナ４８との間の時間ｊｙ延 を補償するため、たとえばアナログ咥延線のような補償回路を含んでもよい。

次に第３図を参照して、ディジタル電子回路の構成が第１図の電子回路ボックス ５０のために示される。圧力信号サンプラ８２（よ第１図のトランスデユーサ４ ８’＼の電気接続のための入り８４を有する。サンプラ８２は好ましくは、トラ ンスデユーサ４８によって行なわれた圧力の測定の晴果をサンプリングするため のアナログ−ディジタルコンバータを含む５検出器信号サンプラ８６は第１図の 検出器５２への゛電気接続のための入力８８を有づる。サンプラ８６は、好まし くは、検出器５２によって行なわれる血流測定の結果をサンプリングするための アナログ−ディジタルコンバータを含む。

サンプラ８２および８Ｇの出力はコンビコータ９０／＼の入力とじて与えられる 。コンピュータ９０は、サンプラ８２および８６の出力を、双方から得られるゲ イジ々ルデ−々を処理することによ−、て川明させ、それによって、カフ４０の 内申りの圧力が付属器官４２の面圧に等しむ１ことを示す丈ンブラｇ６からの千 −夕に対応１［る、±Ｙンプラ８２からｉ５Ｉられるデータｂ＜選択、きれる。

水目的（こ（よ、コンに゛ニーフフ９０　（う）山型５２か血・ｋ／）Ｘ開始し または１ｑ止ｌ−たことを表示した時を決定するＩ；めサンプラ３６がチー々を テストし、かつ次いで、コンヒ７−夕９０は、決定された時（二吋応づる１１′ ンブ）５３２からのデータを選択すう。コシ・に′コータ９０によって１菫択さ り、Ｉこチー７ノｆｊ　イ寸萬器′ｌｉ’　／４２の用１即を表りづ、コンピュ ータ９０の内１１１１１　ｔ’ｌ）　ｒ、Ｑ　＠　＠　ｔＢ　：＞　、；用ヒ・ ソトからなろ、テイシタル電工信弓である。

出力９６，９８Ｊ５よび１００　ｔｔ　、壬ｎぞれテ？又７″レイ５７．５９お にひ６１を騙動１１ろｔこめのコ′、／ヒ、、　＝　４＋　９０の「（ジ′１ル 出力ポートてはｈコン１−゛ンー４７００１．、ｊ、子イスプレイ５７，５９１ ５Ｊ、ひ６１の内′Ｓを発生さ寸ろｔこｙ）サンプラＦ３２　＋４３よび８６か ら得ろデータで、（，１来のｌト知の開本１て内部の攻学的計いををｊ”ｒ　、 、％　、Ｔ＞　。

ビデオ出力０２が　波形ｂ５またｔ′Ｌ付嘱付言器官４２向１１１の濁り定され た血圧を表わす他の波形を発生するためディスプレイ５３１＼ヒデオ信号を与え ろ／こめ、表示発／４ミ器９４　／ＩＳら与えられる工表示発生器９４は、コン ヒフ−夕９０への接続のためコンビコータグラフィ・・ｌクシステムの）山常の 、従来からの形式のものである５発ｉ器９４はコンピコ−々≦）０によつ′て処 理されるデータを表示１ろＪ：う（二作手力するこの発明の動作は、０か６１： 、３までの　共通な、水平時間軸上で　第Ａ図において７０・ソトさねる波形１ ０２ないし１１２を甲いてＲもよく説明されろよ波形１０２Ｃユ、それか実際に 　１回の８搏の間、付舅器官４２の内側に存在するので、初弾１Ｉｉｌ！ｆ＋Ｘ を表わす。波形１０４はトランスデユーサ４８によって１１Ｊ定される、カフ４ ｏの内側の流体耶を表わすＣ波形１０２．ちよび１０４のプロットのための垂直 軸は圧力Ｐ１からＰ４まで延びるっ 圧力ρ２は弛緩同圧であり、圧力Ｐ、′３は収縮期圧である。

ポンプ１２はカフ４０の圧力を周期的に変化させて、Ｐｌ））曹ら］〕４へ延び かつ収縮期Ｊ５よび弛媛明血圧レベルの両方を通過する開明的波形１０４を発生 する。圧力Ｐ１は２句１□ＬシＩ２の静脈■流が１）フ４０によって妨げられる 時間の弔を最小にするように圧力１〕１が大気圧に等しいのが好ましい。ポンプ シリング１６の出入口、′３ｏは、圧力Ｐ１が大気圧で一定に留まるのを確実に する。出入口３ｏによるシリンダ１６の排出は圧力Ｐ１まて減少する圧力波形１ ゜４によって示される回数、生じる。

血圧波形１０２の期間はＯから［１３までにわたる。図解するようにカフ圧波形 １０４の約１６個の期間は波形１０２の期間の間に生じる。人間の血圧波形の周 期および周波数は人それぞれにより異なり、物理的な状態および努力のような各 くのファクタに依存する。血圧波形の周波数（心ｊ９速度）は毎分５０がら１５ ０の８搏の範囲にあるこどが多用される。カフ圧力波形１０４の周波数は毎号１ ０回の圧縮のオーダで、それよりも比較的高いの１．１好ましい。

したかって、波形１０４の周期は、好ましくは、実質的に、波形１０２の周期よ りも短い８波彩１０４は」１ない（、［１２として示さねるときに、波形１０２ を越えて交差する。

時間ｊ　ｉ　ｌｆいし＋１２で生じるこれらの交差つでは、カフ４０の圧わは付 属器官７′Ｉ２の血圧に等しいっ検出器波形１０６は一般に　検出器５２または インピーダンス血ｆｆｉ　ｉｔ　５６の血流測定から予想される波形からなる典 型的波形を表示する形式化した図面である。以下に説明するように、波形１０６ （才、血流が始まりまたは停止するとき、この発明により検出される不連続性に 基づいて電気的な゛交差信号″を表示する。＋１から＋２の時間期間の間、カフ 圧波形１０４は面１１波形１０２よりも小さく、それゆえに、動脈血は、波形１ ０６の比較的高いレベルによって示されるように流れる。＋２力日ろＬ３の時間 ｌ」間の間、ｈ〕圧波彩１０４は血圧波形１０２　Ｊ：りも大きく、そねゆえに 動脈血流は、波形１０６の比較的低レベルで示されるように、カフ４０によって 妨げられる。時間【２で、カフ４０によって動脈血流が開始され、まＩ：、は流 れるのが許容され、したがって、波形１０６に不連続性を生じるっ時間ｔ３で、 動脈血流がカフ４０によって流れるのを停止され、したがって波形１０６に不連 続性を生じる。不連続性は時間ｔ１ないし＋１２の各々で波形１０６に生じる。

このような不連続性は、カフ４０の内側の流体圧が付属器官４２の内側の％ｊｌ 　Ｑｌｉ（血圧に等しいということを示すものとして、゛電子回路ホ・ソクス５ ０によって検出される。

波形１Ｑ　９　ＩＩ　ツノ−７／Ｉ　Ｏの内ＭＩＩの１カが付属器自４２の内側 の１ＩＪＩ脈自１モに可１．いと、きに１４間Ｅ１ないし［１２の各々ことにマ イクロホン５．１に」、っ「ヒックアップさねろ］１コ１ヘコフノイス（コ号の プリップの表示である。Ｃ二のようなブリ・ツブ（よ電子回路ポリ／７λ（３ｏ （こＪ、って１食出される。

波形１１０は、各時間１１／！いし」１２て生じる小さな振動性の変動Ｉ〕＼拡 にさねていることを除き、波形１０４と同一であるｅ波形１１２は波形１０２と 固−である。カフｔ１０は１ヒ較的閉じらねた流体システムの一部でありノ）＼ っしｔ−／バつてぞの内部圧りｌメ司尾：居室４２の容洒の変化に敏感７あろと いう７１Ｖ実のため　不法′−々性【、１時間［１ないし＋１２ことにカフ１王 勾波形１１０に５１５Ｃハて全集される。１１１１１夜がンＱれ始めるように５ ｉｆ容さねろときのイ１１萬器官４２の＃Ｊ％の拡大によって、カフ４　Ｑ　／ ７）庇力がわ−・−１”かに増える。血液の流れが停止されるとぎの付（ｉ＜　 Ｈ）５　、ビ４２の動脈の収縮にＪ：って、カフ４０の圧力がわずかに減少する 。動脈の拡大Ｊ５よび収縮によって付明器官４２の６債の変化が生じ、かつ波形 １１０にお（プる上述しｌ（、不法！−々）生が生じる。

波形１１２に示すように、カフ４ｏの圧力におりるわずかな増大および減少（よ 、検出器５２がら込ってくる１３号と同じ方法で、電子回路ｉｔミ・ソイノス’ ５０によって用いられ１りる波形１１０の上述の不連続性を作り出す。通常の　 （口りＨ４成からなろバイパスフィルタおよび増幅器（図示１シー１”）が、ト ランスデー２−サ４８の出力を一２１′Ｆつ（プろｊ−ｂに用Ｇ１らｒして、検 出器５２の関数を置！９８えるためｉ輿出ｆ３号を与えろ−このように　別ｌン の検出器５２、マ、、／　４１７目；ン゛３・ｌまｊ、：（Ｌ　、＜ンビーダン ス面ω１１↑５６のための必要ｉ’１ｌｆｉ　ｊ冷去ざ机ろ、トランスデフ、） ＋ｌＩ　８が用いられて　カフ・１０内列の、々ｆ木１王りを１１１゛七すろヒ ともに、力Ｔ７　ＡＯヴ１１１１１７）叩１３　、ｆメｆ寸；Ｌ１官１２の乃： 派■…圧に笠しいときを検出する。

ＦＩＧ、　１

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．　′実時間で血圧１１！！定を行なうための非侵入型の血圧；ｌｌ１ｌ定シ ステムであって、 体の１１属器官を巻付（プるための可撓性の材ｐＨからなるカＴ７（４Ｑ１と、 ＠配カフｔ　ａ　Ｃ）　）へ冷体をＩＪ）袷するためのポンプ手段（１２）とを （悄、え　ｆ）ｑ記ポンプ手段（１２）は６麿り；鼓動する速さよりも高い周波 数で、かつ周期的に変化する流イ永圧が、面ｒＥｉ１１．＋１定獲得の間１１ａ 記付嘆器官における各６搏１ｊ５　Ｅｊ４の間収縮明圧お上び弛援明圧を操返し ・通ろ十分な千カ節囲にわたり、前記流体の１王勾を周期的に変イヒさせろ手段 を含み 前記流イ′Ａ任！〕＼［）心配血圧に等しい、Ｉ−きを検出するための手ｒＱ＜ 、５１；）、５１１１ζ−＋−Ｌ！３ｒ）と、１ｉｉｊ　記　潅　（水　圧ヲｌ ｌｉ　’ｌ　−Ｊ　／、１．、：　Ｖ）　ｔ／′１　千　１没ｔｌ＋、ｔ３　） と前記検出子Ｌ（ン（５Ｓ）　１：を二ｉ、ｉ　５４　、ｊ　％４ｉｊｊ　４己 ）ｌｌｌｌｌｌ国定４８）に相関させ、そねによ−）で前記付属器′σ（＝Ｊ５ りろ血圧を表わづ電気的なｌＩｎ圧信号を発生＞１ろ電策回路手段（５０）とを 備えた、非浸入型血■測定システム５２、　１ｉｉＪ記ボンフ′手段（、１２） はポンプシリンダ（１６）にＪ３いて周期的に往復運動するように摺動自在に取 付けられるポンプピストン（１４）を含み、前記ポンプシリンダ（１６）は前記 ポンプピストンのストロークの最も低い位置に位置決めされる出入口（：３　Ｑ 　１を有し、そのため前記ポンプシリンダは　前記ポンプピストンが各サイクル の間そのストロークの最も低い点まで往復運動するときに前記出入口を介して出 入口を与えるように許容される、請求の範囲第１項記載の血圧測定システム。 ３、　前記ポンプ手段（ｉ　２）　ｉ、ｉさらに、前記カフおよび前記ポンプシ リンダＩ＼流動的に接続されるかつ外部から調整可能な流体容積を有する容積制 御手段（３２，３６，：３８）をさらに備え　それによって前記ポンプにより発 生される流体圧力範囲の振幅は、前記測定システムのオ外レータによるように、 外部から調整されることができる、請求の第囲第２項記載の血圧測定システム４ ４、　前記容積制御手段は容積制御シリンダ１１６）の内側に摺動自在に取付け られろ容積制御ピストン（３２）と、前記容積制御シリンダ（１６）を介して螺 看自在に取付（プられかつ前記容積制御ピストンＣ３’；’　）　／”ｓ連結さ れる調節ねしく３６）とを備え、それによ−）で前記ねじ（３６）を回転させる ことによって、１ｊｎ記容積制御ピストン（３２）が前記容積制御シリンダ（１ ６）の長さに沿って移動される、請求の範囲第３項記載の血圧８１１１定システ ム。 ５、　前記測定手段は前記カフの内側の流体圧を測定するため電気圧力ドランス デューサ（４８）を含む、請求の範囲第１項記載の血圧測定システム。 ６　前記検出手段は前記電気圧力ドランスデューサへ接続されて、流体圧波形の 不連続性を検出しかつそのような不連続性が生じるときごとに電気的な交差信号 を発生するための電気回路（６６または８６）を含む、請求の範囲第５項記載の 血圧測定システム。 ７、　前記検出手段は前記カフと前記付属器官との間ｌこ取付けられて前記付属 器官から出る音を検出するためのマイクロホン（５４）を含む、請求の範囲第１ 項記載の血圧測定システム。 ８、　前記検出手段は前記カフに隣接して位置決めされろ充電血脈搏センサ（５ ２）を含む、請求の範囲第１項記載の血圧測定システム。 ９、　前記倹１手段（５２）は前記カフ（４０）から離れた距離に位置決めされ 、かつ前記電気回路手段（５０）は前記検出器手段と前記測定手段との間の、前 記距離により生じる時間理延を補正するための装置手段（６２）を含む、請求の 範囲第１項記載の血圧測定システム。 １０、　前記検出手段は前記付属器官へ電気的に接続されるインピーダンス血量 計（５６）を含む、請求の範囲第１単記載の血圧測定システム。 １１、　前記電気回路手段（５０）は、前記検出手段（５２〉が、前記流体圧が 前記血圧に等しいことを示すときのみ、前記電気血圧信号として、前記測定手段 （４８）からの信号が伝播するのを許容し、したがって前記血圧の波形に似たエ ンベロープを有する電気血圧信号波形を発生するゲート（７０）を含む、請求の 範囲第１項記載の血圧測定システム。 １２、　前記電気血圧信号の波形のエンベロープを提示するための波形表示手段 （５３）をさらに備えた、請求の範囲第１１１項記載の血圧測定システム。 １３、　前記電気回路手段は、前記測定手段および前記検出手段のための入力を 有し、かつ前記付属器官における血圧の値に関する情報をＡベレータヘ伝えるｌ ζめそれに関連する表示手段（５３，５７，５９または６１）を有する、デイジ タルコンピュータブロセ什（９Ｑ　＞を備えたｔ請求の範囲第１項記載の血圧測 定システム。 １４　血圧測定のξめの方法であって、交互に外部圧力を体の付属器官へ与え、 前記交互の周期（ユ　＠記付嘱盟官におりる血圧波形の周期よりも実質的に短く ＠２外部１＋力すく前雪己血圧に等しいときを検出し、前記外部圧力を１り定し 、かつ 前記検出されたときを前記測定された圧力と相関させて、それによって前記付属 器官における血圧の瞬間１直を表わす電気血圧信号を発生するステップを備えた 、血圧測定方法。 １５、　前記相関ステップは、 前記測定ステップの結果をゲート）路へ入力するステップと。 前記ゲート回路を的記検出ス子ツブの結果でゲート処理して、それにＪ：うて前 記電気血圧信号を発生するステップとを含む、請求の範囲第１４４項記載方法。 １６、一連の間隔を隔てられたスパイクからなる波形ｌＪ（示されるように前記 電気１１ｈ圧（ｇ号を表示するステップをさらに含み、前記スパイクの各々の高 さは瞬間血Ｅ　Ｉ＠を示し、かつ前記血圧信号に関連する前記スパイクの新しい ものは、前記外部圧力が前記血圧に等しいとき←＝表示される、請求の範囲第１ ４項また１、Ｌｌ　５　Ｊ百（ご２戊の方法。 １７、　前記相関ステ・ツブは ＋’＋ｒｆ記検出ス予検出ステの精虫をサンプリングし、前記；１１！Ｉ定ステ ツプの結果をサンプリングＥ］、。 ディジタルコンピュータにおいて２つの１１すの仕ンブリングステップの結果を 処理して前記検出されたときを前記」り定された王υと相関してそれによって前 記電気血圧信号を発生ヱ１ろステップからなる。請求の範囲第１４４項記載方・ 去　。