JPS62500220A - 較正された動脈血圧測定装置 - 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】 較正された動脈血圧測定装置 １吐悲Ｌ１ この発明は、閉塞性の血圧力フの圧力の瞬間の増加を検出することによって、か つ圧力の増加が心電図信号のＲ波に関して発生しかつ消滅する時間および大ぎさ を記録することによって、患者の血圧波形を測定しかつ記録する装置および方法 を提供する。

動脈血圧を定める現在用いられている非侵襲性の技術は、血圧計の原理を用いる 。このよく知られている血圧測定技術は、一般に、腕の上腕部分のまわりに閉塞 性カフを置き、かつそれを期待収縮期血圧レベルより実質的に高い圧力に急速に ふ（らまＶるステップを備える。この点で、カフに対して末端の腕への動脈およ び静脈の流れはいずれもＩＶ［される。組織によってカフから送られる外部圧力 は血管内の圧力より高いので、カフの下の動脈および静脈はいずれも圧迫される 。典型的に、この点での最大（収縮期）動脈血圧は１２０トル（水銀のＩＩｌｍ ）であり、拡張期（最大）血圧は８０トルであり、かつ戻り静脈血力は１５トル である。

したがって、カフは、典型的な正常血圧の患肖の１２０トルより多い圧力にふく らまされる。

カフ圧力は、それが最高動脈血圧が閉塞性カフ圧力よりわずかに高い点に達する まで、それからゆっくり減少される。この点で、動脈内の血圧は外部圧力を克服 し、動脈は膨張し、かつ血液の塊は腕の末端部分へ動脈を介して押される。この 点で動脈はひどく狭くされる。それゆえに、結果として起こる瞬間の流れは、乱 流であり（正常の流れは！ｉｉ流である）、カフより下の上腕の動脈上に置かれ る聴診器によって聴かれるコロトコフ音を生じさせる。コロトコフ音の第１の出 現が検出される血圧は、一般に収縮期血圧レベルと呼ばれる。

カフがゆっくりとさらに空気が抜かれるとき、動脈血圧がカフ圧力より高い時間 の、動脈が閉塞される時間に対する比は増加する。動脈を狭くすることがそれほ どひどくなくなると、流れはそれほど乱流ではなく、かつコロトコフ音は、期間 はより長くなるが、完全に消滅するまでそれほど明白ではない。この点で、動脈 は実質的に十分膨張され、かつ動脈の流れはｍ流である。この点での血圧は、一 般に拡張期血圧レベルと呼ばれる。

上腕の静脈は、拡張期血圧以下のかつ静脈血圧以上のカフ圧力でなお圧迫される ので、カフの末端の腕のその部分への流れの結果欝血が生じ、患者によって不快 または苦痛として感じられる。静脈欝血は、カフ血圧が静脈血圧レベルより下が るまで免れないだろう。その理由のために、拡張期血圧レベルが通過したことが 確められるとき、カフは急速に空気が抜かれ、患者の不快を最小にする。

上で説明した聴診方法は、それが人間のオペレータに依存しているので、精度の 固有の限界を有する。たとえば、血圧チェックを行なう人は、２つの血圧レベル に関連した＠覚変化が間こえなかったりまたは分からなかったりすることがある 。さらに、血圧は、非常に急速に減少されるので、音が変化する血圧を正確に読 取ることができないことがある。

血圧測定をする際の人間の誤差を減じる必要、および血圧の自動周期モニタの必 要がある結果、半自動および全自動血圧測定システムが開発されている。一般に 、これらのシステムは、上Ｃ説明した測定方法を特にエミュレートする。その差 は、典型的に、収縮期および拡張期血圧レベルを検出する方法にある。１つの先 行技術の方法では、マイクロホンは、カフに組み入れられ、かつ医者または測定 を行なう他の人によって用いられる聴診器の代わりに用いられる。マイクロホン に接続される電子装置は、コロトコフカフ音の出現および消滅を検出し、それら を変化が検出されるときのカフ圧力と関連づける。この方法の精度は、乱流の血 流と、存在することがある他の音とを区別する電子回路の能力によって制限され る。多くの場合、この検査は、外部からの雑音を除去し、かつ所望の程度の精度 を得るために防音室で行なわれる。さらに、この装置は、カフに空気圧を供給づ る空気接続に加えて、カフとシステムとの間の７程気接続を必要とづる。

開発された他の方法は、閉塞性カフの始めおよび終わりに置かれる２つの圧力変 換器を使用する。この２つの変換器は、血液の塊が伝わることによって生じる差 圧を検出し、かつそれゆえに乱流の血流の始めを検出することができる。

ざらに、電気接続が、圧力変換器をモニタシステムに接続するために必要とされ る。

血圧を検出する最も簡単な全自動方法の１つは、オシロメータの方法である。こ のオシロメータの方法は、カフとシステムとの間の空気接続のシステム端部に位 置決めされることができる１つの変換器のみを必要とする。したがって、患者と システムとの間にはいかなる電気接続も必要とされない。オシロメータの方法は 、カフの下の動脈を介して血圧の塊が通過することによって生じるカフ圧力の瞬 間の増加を検出する。動脈の瞬間の膨張は、カフの下の組織の同を増加させ、か つカフ圧力の瞬間の増加で反映される。

カフ圧力がより低くなると、血液の塊の出がより高くなり、かつカフ圧力の瞬間 の増加がより高くなる。

カフ圧力に反映される圧力パルスの振幅は、平均血圧レベルに達する点まで増加 する。この点か弓、それらの大きさは、拡張１１１１血圧レベルを通過するまで 徐々に減少し、そのレベルから、それらは動脈血圧コンプライアンスによって決 められる一定の振幅レベルに留まる。カフ圧力パルスの第１の出現は収縮期血圧 レベルを規定し、パルスの最大振幅は平均動脈血圧レベルに対応し、かつカフ圧 力パルスの振幅の最後の測定可能な減少は拡張Ｊｌ血圧レベルを意味する。

オシロメータの方法は、収縮期、拡張期および平均血圧レベルしか定められるこ とができないという事実を含む多くの欠点を有する。さらに重要なことに、重大 な診断および臨床の意義を有する動脈血圧波形の形状は知られていない。収縮期 血圧変化の最大率、すなわち心臓の収縮性の指針は定められるとができない。最 後に、変換器は過渡圧力レベルを測定しようとしているので、測定された動脈血 圧レベルが正しいということは証明されない。

血圧測定の精度は、カフの収縮率に間接に比例づ゛る。収縮率を減少することに よって得られる精度の増加の結果、患者に欝血のため苦痛および不快が対応して 増加する。したがって、測定の精度を増加させるために、より多くの診断および 臨床情報を提供するために、かつ患者への苦痛および不快を減じるために、自動 血圧測定方法および装置が必■とされる。

１１悲１１ この発明の装置および方法は、動脈血圧波形を、その波形また番よその部分が再 構成されかつ表示されることができる十分な精度で、非侵襲性に測定および記録 する。この方は、再構成された動脈波形から導かれることができる。表示された 動脈波形は、いかなる相違に対しても検査されることかでき、人工信号のためま たは他の理由のため検査が妥当でないかどうかをすぐに示す。

患者の動脈血圧を測定ジ゛る装置は、ふくらませることが可能なカフ、およびそ のカフに接続される可変空気圧源を含む。圧力変換器は、それがカフにかけられ る空気圧の大きさを検出し、かつ圧力の大きさに応答する出力信号を与えるよう に接続される。心電図手段は、患者の心臓の電気信号を感知し、かつ心臓の前記 電気信号のＲ波に応答する出力信号を与えるために提供される。制御手段は、変 換器の信号出力および心電図手段の信号出力を受けるように電気的に接続される 。制御手段は、変換器および心電図手段からの（、Ｔ号出力を処理し、かつ時間 に関する患者の血圧の大きさに対応する出力情報を提供覆る。制御手段は、空気 圧の増加および減少率を制御するために、制御信号を可変空気圧源にさらに与え る。好ましい実施例では、制御手段は、データの記憶のためのメモリを有づるプ ログラマブルディジタルプロセッサである。好ましくは、心７！図手段は、制御 手段を思考の心臓の電気的な働きと同期させる。

好ましい実施例では、制御手段は、圧力変換器からの出力信号の遷移に応答する 。その遷移は、ふくらますことが可能なカフの下の動脈血流の始めおよび終わり に対応する。

Ｍ御手段は、好ましくは、患者の心臓の電気サイクルの始めから変換器の出力信 号の遷移までの経過時間を計算し、かつその経過時間に対応しかつふくらますこ とが可能な力）の空気圧に対応するデータを蓄積する。制御手段は、好ましくけ 、複数の空気圧でデータを蓄積し、かつ数値曲線にあうアルゴリズムをその蓄積 されたデータに与え、出力情報を計算する。代わりに、制御手段は、複数の空気 圧でデータを蓄積し、かつ時間に関する動脈血圧の増加の割合を計算する。時間 に関する動脈血圧の増加の割合は、心臓の収縮性に対応する。制御手段はまた、 有利にデータを蓄積し、かつデータからの平均動脈血圧を計算することができる 。

この発明の好ましい実施例では、ふくらますことが可能なカフは、閉塞性ブラダ −を含み、これは閉塞性ブラダ−および閉塞性ブラダ−に対して末端の感知ブラ ダ−の下の動脈を圧迫するためにふくらまされることができる。感知ブラダ−は 、感知ブラダ−の下の動脈の血流に対応する圧力変化を検出するように位置決め される。閉塞性ブラダ−および感知ブラダ−は、好ましくは、電気的に制御され た空気圧弁によって空気的に相互接続される。閉塞性ブラダ−および感知ブラダ −は、同じ圧力までふくらまされかつ空気が扱かれることができ、かつ実質的に 空気的に分離されることができる。

この発明はまた、公知の変動空気圧を、ふくらますことが可能なカフに与え、か つカフの空気圧の大きさを測定し、圧力の大きさに応答する圧力出力信号を与え るというステップを含む、患者の動脈血圧を測定する方法を含む。この方法は、 電気信号のＲ波に応答するＲ波出力信号を与えるために、患者の心臓の電気信号 を感知Ｊることをさらに含む。圧力出力信号およびＲ波出力信号は、時間に関す る患者の血圧波形の大きさに対応でる出力情報を提供するために処理される。こ の方法では、空気圧の大きさに応答する出力信号は、好ましくは、公知の変動空 気圧から検出可能な遷移を含む。この遷移は、ふくらますことが可能なカフの下 の動脈血流の始めおよび終わりに対応する。好ましい実施例では、方法は、Ｒ波 の発生から動脈血流の始めに対応する圧力遷移までの第１経過時間を計算するス テップ、およびＲ波から動脈血流の終わりに対応する圧力遷移までの第２経過時 間を計算するステップを含む。第１および第２経過時間に対応するデータは、そ の経過時間が計算されるとき、公知の空気圧に対応するデータといっしょに記憶 される。測定および記憶ステップは、もはや検出可能な圧力遷移がなくなるまで 、複数の公知の空気圧で繰返される。

また好ましくは、曲線に合うアルゴリズムが記憶されたデータに与えられ、記憶 されたデータに対応する圧力波形を複写する。好ましくは、収縮期および拡張期 血圧は、圧力波形上の最大および最小点から定められることができる。

また好ましくは、平均動脈血圧は、記憶されたデータにアルゴリズムを与えるこ とによって計算されることができる。

この装置および方法は、カフの空気を扱いている間またはふくらましている間の いずれかで、動脈血圧波形を再構成するために用いられることができる。したが って・カフをふくらませるプロセスは、収縮性血圧に達した点で止められ、かつ カフはすぐに空気を抜かれることができる。この特徴は、測定づるのに必要な時 間および患者への不快の両方を減じる。活性圧力範囲内（収縮期と拡張期血圧レ ベルとの１ｉＳＩ）でのカフの膨張または収縮率は、手動または自動で制御され て、満足な結果のためサンプリングおよびディスプレイ点の必要な密度を生じさ せることができる。

この発明は、空気圧供給源に接続される圧力変換器で、通常の閉塞性カフを利用 することができる。この装置は、先行技術のシステムに対して説明したように、 カフの下で血液の跣が通過するのに対応する圧力の瞬間の増加を検出する。圧力 増加の大きさを検出するよりむしろ、この装置は、心電図信号のＲ波についてカ フ圧力の増加が出現する時間を測定し、かつ同様に、瞬間の増加の消滅する時間 を検出する。これらの点の各々でのカフ圧力は、測定されかつ記録される。出現 および消滅の時間は、カフ圧力が増加されまたはそれが減少されるとき、測定さ れかつ記録されることができる。検査処理が完了すると、記録されたデータ点は 、血圧波形を正確に複写するために、かつ血圧変化の最大率のような臨床Ｊ３よ び診断情報を提供するために利用可能である。

この発明の好ましい実施例は、動脈に圧力を加える開基性ブラダ−１および動脈 血圧が閉塞性ブラダ−の圧力を越えるときの血流を検出する感知ブラダ−を備え る改良された圧力カフを含む。

図面の　１１な雷 第１図は、血圧を測定でる典型的な先行技術のシステムを図解する。

第２ａ図および第２ｂ図は、ゆっくり減少Ｊ゛るカフ圧力と検出されたコロトコ フ音との間の関係を図解する。

第３図は、この発明の血圧測定システムを図解する。

第４ａ図および第４ｂ図は、第３図のシステムによって測定されるときの、心電 図信号、血圧およびカフ圧力間の関係を図解する。

第５図は、第４ａ図および第４ｂ図の測定からとられたデータ点の表を図解する 。

第６図は、第４ａ図および第４ｂ図に従って得られたデータ点からの複写された 血圧波形を図解する。第７ａ図および第７ｂ図は、よりゆっくりと減少するカフ 圧力で行なわれた第４ａ図および第４ｂ図の測定を図解する。

第８図は、第７ａ図および第７ｂ図に従って得られたデータ点からの複写された 血圧波形を図解する。

第９ａ図および第９ｂ図は、増加しているカフ圧力を用いる、血圧測定を図解す る。

第１０ａ図および第１０ｂ図は、大きすぎる最初のカフ圧力を補償した、第９ａ 図および第９ｂ図の測定を図解する。

第１１ａ図および第１１ｂ図は、徐々に減少するカフ圧力を用いる、血圧測定を 図解する。

第１２ａ図および第１２ｂ図は、徐々に増加するカフ圧力、を用いる、血圧の測 定を図解する。

第１３図は、１つの熱サイクル中のカフ圧力と動脈血圧との間の関係を図解する 。

第１４図は、開基性カフと上腕動脈との間の関係を図解する、上腕の部分断面図 である。

第１５図は、血圧測定の精度を増加させるために用いられる圧力カフおよび測定 システムの好ましい実施例を図解する。

図面の簡単な説 第１図は、医師または他の医ｍ職員によって血圧を定める典型的な先行技術の方 法を図解する。ふくらますことが可能なカフ２０は、患者１０の上腕に与えられ る。カフ２０は、空気ホース２７によって圧力指示計２２に接続され、かつボー ス２９によって典型的に手動ボールポンプであるふくらませ装置２６に接続され る。ボールポンプ２６は繰返し圧搾され、指示計２２によって示されるように圧 力がカフ２０の下の上腕動脈を介して血流を閉塞するのに十分になるまで、強制 的に空気をカフ２０へ押す。典型的に、カフ２０は、期待収縮期血圧より実質的 に高い圧力までふくらまされる。たとえば、収縮期血圧が１２０トルであると期 待されれば、カフ２０は、１５０１−ル以上までふくらまされ、上腕動脈が十分 圧迫されることを保証覆る。

聴診器のピックアップ部分２８は、上腕動脈を介して血液の音を検出する位置の 、カフ２０より下の腕上に置かれる・カフ２０の圧力は、緩め弁２４を介して空 気が漏れ出ることができることによって、ゆっくりと除かれる。血圧をチェック する医師または他の人は、血液の第１の塊がカフの下の上腕動脈を介して通過す るとぎ生じるコロトコフ音を耳を澄まして聞く。このときに圧力指示器２２上に 示される圧力は、収縮期血圧と呼ばれる。コロトコフ音は、動脈がカフの圧力に よって著しく狭くされる限り続く。コロトコフ音がもはや間こえなくなるとき、 拡張期動脈血圧は、実質的にカフ圧力に等しくまたはより大きくなり、かつ動脈 を介する血液の層流は、心臓サイクル全体を通じて再び始まっている。この点で の圧力指示器２２上の圧力表示は、拡張期血圧と呼ばれる。

血圧を定める手動技術の前述の説明は、第２ａ図および第２ｂ図にグラフで図解 される。第２ａ図に図解されるように、動脈血圧は、その最小量、すなわち拡張 期血圧と、その最大迅、ずなわち収縮期血圧との間で周期的に変化する。圧力の ための典型的な値は、拡張用血圧として８０トル、および収縮期血圧として１２ ０トルである。また第２ａ図に図解されるように、静脈血圧は、典型的に動脈血 圧よりはるかに低く、１５トルが戦陣の大きさである。第２ａ図に示されるよう に、カフ２０（第１図）は、カフ圧力が期待収縮期血圧を越えるまで急速にふく らまされる。点八として図解されるその点で、カフ圧力は、聴診器でコロトコフ 音を聴いている開栓々に減じられる。カフ圧力が、点Ｂとして図解される収縮期 血圧まで減少づるとき、動脈血圧はカフ圧力を瞬間的に越え、かつ血液の塊はカ フ２０の下の動脈を介して通過する。これは、第２ｂ図に図解される動脈を介し て血液の乱流によフて生じる瞬間の音として、医師または他の検査官によって検 出される。カフ圧力が減少を続けると、コロトコフ音の期間および高さは、動脈 血圧が心臓サイクルの部分を増加させるカフ圧力を越えるにつれて変化する。、 同時に、血流はそれほど乱流とはならずかつより層流となり、したがってコロト コフ音の大きさを減少させる。最後に、点Ｃで、カフ圧力は、心臓サイクル全体 を通じて、動脈血圧より小さい。この点で、層流は、心臓サイクル全体を通じて 生じ、かつコロトコフ音は、第２ｂ図に図解されるようにもはや聞えない。コロ トコフ音が消滅した後、カフは点りから点Ｅまでの圧力ラインによって示される ように急速に空気が抜かれる。カフ圧力が点［での静脈血圧以下に減少づ゛るま で、血管はカフ圧力によって収縮されるので、血液は血管に集まり続ける。カフ 圧力が急速に除かれなければ、この静脈四面によって患者に不快Ｊ３よび苦痛が 生じる。

血圧を定める上で説明した方法の精度は非常に主観的であることは容易に理解さ れる。カフ圧力が非常に急速に減じられれば、収縮期血圧に対応する最初のコロ トコフ音は検出されないことがある。同様に、拡張ＩＩ血圧が不正確に定められ ることがある。読取の精度はまた、カフ圧力が収縮期血圧レベルに近いときの第 １の短い期間のコロトコフ音、およびカフ圧力が拡張期血圧レベルに近いときの 最後の低い強さのコロトコフ音を検出づる検査官の能力に非常に依存している。

典型的な自動聴診血圧チェック装置は、検査する大の耳および目の代わりに、電 気装置、たとえばマイクロホンおよび自動血圧記録システムを用いる。しかしな がら、そのような装置は、手動方法、ずなわらコロトコフ音を他の騒音と正確に 区別づることができる方法に関連する不正確さの多くを受ける。さらに、この装 置は、最大および最小圧力レベル以外の実際の血圧波形に関する情報を提供する ことができない。

λ１ 第３図は、この発明の装置を図解する。第１図のカフ２０と類似のカフ３ｏは、 眞で説明した態様で、患者１０の上腕に取付けられる。空気圧、典型的に空気は 、圧力発生器３２によって空気圧ライン３３を介してカフ３０に与えられる。典 型的に、圧力発生器３２は、電気的に動作されるポンプおよび電気的に動作され る吹き出し弁（示されていない）を備える。他の実施例は、取替可能な加圧吸収 管または集中空気圧源を含むことができる。

圧力変換器３４は、それがカフ３０の圧力を検出しかつ測定することができるよ うに、ライン３］を介してカフ３０に接続される。圧力変換器３４は、電気信号 ライン３６上の、測定された圧力の大きさに対応する信号出力を与える。ライン ３６は、アナログ信号を圧力変換器３４から圧力のディジタル表示に変換づ゛る アナログディジタル変換器に接Ｍされる。

ディジタル信号は、電気信号ライン３７によってυＩｔｌｌ１手段、たとえばプ ロセッサ５０に伝送される。ＩＯ型的に、プロセッサ５０は、プログラムされた コードメモリを有するマイクロプロセッサであり、それによってこのマイクロプ ロセッサは外部信号源、たとえばアナ［１グデイジタル変換器３８からデータを 入力し、かつデータを分析しかつ出力データを発生させるためにソフトウェアア ルゴリズムを実行する。プロセッサ５０は、入力されるデータを記憶するデータ 記憶メモリを有する。プロセッサ５０は、電気信号ライン３９によって圧力発生 器３２に伝送される制御信号を発生させる。ライン３９上のＩｔ、１１１１１信 号は、圧力発生器３２内の流れ弁（示されていない）を動作し、制御された可変 率で、空気圧ライン３３を介してカフ２０に与えられる空気圧を増加しかつ減少 する。

ブロセッナ５０はまた、心電図！ｆ１４６から入力を受け、心？ｔｆ　図装置４ ６　Ｌｔ、ＥＣＧ−電極４０．ＥＣＧ接地電極４２、およびＥＣＧ十電極電極４ ４って患者１０に接続される。典型的に、電極４０．４２および４４は、患者の 心臓の電気的な働きを検出するために、患者１０のそれぞれ右腕、右足、および 左腕にほぼ対応する領域に接続される。

典型的な心電図信号は、第４ａ図に図解される。示されるように、心電図信号の Ｒ波は、心電図の各サイクルの最も大きい大きさを有する信号として検出可能で あり、かつＲＯ−Ｒ８とし′Ｃ図解される。Ｒ波の発生が、それが心室の収縮を トリガする減極波の最高点であるとき、心室の収縮の始めに対応する。第３図に 房ると、心電図装置４６は、各心臓サイクルでのＲ波の発生に対応する出力信号 を与える。このＲ波のタイミングは、電気信号ライン４８によってプロセッサ５ ０に与えられ、かつ以下で説明づる方法で、プロセッサ５ｏによって血圧のサン プリングのタイミングを合ねぼるために用いられる。

典型的に、プロセッサ５０は、マイクロブｏｔッサ、およびそのｒＩＡ連するメ モリ、タイミングおよびインターフェイスコンポーネントであり得る。プロセッ サ５０は、圧力変換器３４および心電図装置４６からのデータおよびタイミング 信号に応答するようにプログラムされ、かつ信号を圧力発生器３２に発生させ、 カフ２０にかけられる圧力の増加および減少を制御する。プロセッサ５０は、従 来の態様でプログラム可能であり、以下で説明されるように、制御された率で圧 力がカフ３０にかけられかつカフ３０から除かれるようなシーケンスで、圧力発 生器３２に制御信号ルゴリズムを、変換器３４および心電図装置４６からのデー タに与え、以下で説明する方法に従って、動脈血圧の大きさおよび血圧波形の形 状に関する情報を提供する出力信号を与える。

典型的な血圧システムはまた、相互接続ライン５４によってプロセッサ５０に接 続されるキーボードを含み、そのため検査を行なう人はプロセンナ５０を手動で 制御することができる。このシステムはまた、血圧情報を表示し、かつ複写され た血圧波形を表示しかつプロットし、かつ従来の態様でプロセッサ５０に接続さ れるデ２Ｃスプレィ５８およびプロッタ５６を含んでもよい。

直置ｊじＬ屹粂１日り 第４８図Ｊ３よび第４ｂ図は、それぞれ、心電図信号と血圧波形との間の関係を 図解する。心電図信号のＲ波は、第４ａ図ではＲ○−Ｒ８として示されるが、そ れらは電気信号の最も大きい撮幅として検出可能であるので基準点として用いら れる。各サイクルのＲ波は、心筋の電気減極から生じ、かつ心室の収縮をトリガ し、それによって各サイクルに動脈血流を生じさせる。各圧力測定は、Ｒ波周期 信号の最も新しい発生についてタイミングが合わされる。

動脈面圧波形のグラフに重ね合わされるカフ圧力のグラフもまた第４ｂ図に図解 される。図解されるように、カフ圧力は、最初収縮期血圧より高（、かつ収縮期 血圧より低い点まで減少する。たとえば、Ｒ波、ＲＯ！＝Ｒ波、Ｒ１との間の期 間では、カフ圧力は収縮期血圧より大きい。Ｒ波。

Ｒ１とＲ波、Ｒ２との間で、血圧波形の収縮期の最大値は、短い期間中カフ圧力 を越える。この時間中、カフ圧力グラフ上の点Ｂ１とＮ１との間で、血液の塊は 、カフの下の上腕動脈を介して通過する。血液の塊によって生じる圧力は、腕の 組織を介してカフに伝送され、それによってカフ圧力は期−待カフ圧力よりわず かに高く増加する。（期待カフ圧力は、第４ｂ図の破線で図解される。）変圧器 ３４およびアナログディジタル変換器３８（第３図）は、血液の塊の通過によっ て生じるカフ圧力の瞬間の増加およびその後の減少を検出するのに十分な感度を 有する。プロセッサ−５０（第３図）は、各急激な遷移が生じる圧力、および心 電図装置４６（第３図）からの最後のＲ波周期信号の発生以来経過した時間を記 録する。典型的に、経過時間および圧力は、１対のデータ値として、プロセッサ ５０の電気メモリに記憶される。

この発明の１つの実施例では、プロセッサ５０は、減少しているカフ圧力を連続 的にモニタする。同時に、プロセッサ５０は、圧力発生器３２にコマンドを伝送 し、それによって発生器３２は定常の、公知の速度でカフ３２の圧力を減少させ る。カフ圧力を越える動脈血圧がないときは、カフ圧力はこの定常の、公知の速 度で減少し、かつアナログディジタル変換器３８を介して圧力変換器３４の出力 はまたどんどん減少する。したがって、検出され！ご圧力は、期待または公知の 圧力と一致する。Ｂ１と示される点で、検出された圧力は、Ｉｎ　＋、７される 大きさ以上に急激に増加する。プロセッサ５０は、アナログディジタル変換器３ ８を介して変換器３４の出力のこの急激な増加を検出し、かつ内部ソフトウェア ルーチンを実行し、圧力の期待される大きさくづ°なわち、急激な増加が生じて いない場合の圧力の大きさ）を記憶し、かつまた急激な変化が、最も新しいＲ波 、この場合はＲ１について検出される経過時間を記憶りる。典型的に、経過時間 は、各Ｒ波の発生でリセットされる内部カウンタによって定められ、かつ内部タ イミング信号の発生によって周期的にインクリメントされる。第４ｂ図では、Ｒ 波、Ｒ１からＢ１までの経過時間、づなわち期待カフ圧力以上の検出された遷移 は、Ｔ（Ｒ１−Ｂｌ）として示される。他の圧力増加遷移点への経過時間は示さ れていない、。

プロセッサ５０は、検出された圧力をモニタし続け、かつ計詐のためのファクタ として公知の減少率および経過時間を用いて期待圧力を計算する。検出されたカ フ圧力が、さらに期待値に戻ると、その値は、経過時間とともに記録される。第 １のそのような発生は、第４ｂ図ではＮ１として示される。第４ｂ図では、Ｒ波 、Ｒ１からＮ１までの経過時間、すなわら期待カフ圧力へ戻る検出された遷移は 、Ｔ（Ｒ１−Ｎ１）として示される。プロセッサ５０は、瞬間の増加中、血圧の 実際の値を測定Ｊる必要はない。というのは記録される値は、測定された値とい うよりむしろ、カフ圧力の期待値であるからである。

カフ圧力がさらに減少すると、期待カフ圧力からの出発およびそれへの戻りは、 より低い圧力で生じる。これらの点は、第４ｂ図では、それぞれ［３２−Ｂ７お よびＮ２−Ｎ６として示される。各遷移は、圧力の大きさおよび最も新しいＲ波 からの経過時間として、プロセッサ５ｏのメモリに記憶される。

典型的に、期待カフ圧力以上の１つの急激な増加、およびそれへの１つの戻りは 、各心臓サイクル中生じる。しかしながら、Ｒ波、Ｒ２およびＲ波、Ｒ３によっ て制限される心臓サイクルに図解されるように、付加的な２つの遷移、たとえば Ｂ２−およびＮ２＝は、いくつかの心臓サイクル中生じることができる。これら の多数の遷移は、ｆｆ！ｌ車な平滑な曲線というよりむしろ徂搏の切欠として図 解されるような複雑な曲線である。したがって、ここで説明する装置および方法 は、波形を正確に複写するために多数の遷移を適応させなければならない。これ は、最後に検出されたＲ波からカフ圧力の各急激な遷移まで経過した時間を定め ることによって達成される。プロセッサ５０の内部経過時間カウンタは、Ｒ波が 発生するとぎのみリセットされる。したがって、同じサイクル内の付加的な遷移 での圧力は、経過時間とともに簡単に記憶され、付加的な遷移は最も新しいＲ波 に対して生じる。したがって、プロセッサ５０は、圧力の大きさに対応づるデー タ、および点Ｂ２．Ｎ２．Ｂ２−およびＮ２−に対づる経過時間を記憶づる。経 過時間の各々、Ｔ　（Ｒ２−８２）、Ｔ　（Ｒ２−Ｎ２）、Ｔ　（Ｒ２−８２１ およびＴ　（Ｒ２−Ｎ２−）は、Ｒ波、Ｒ２から測定される。

Ｒ波、Ｒ７およびＲ波、１（８によって制限される心臓間隔では、プロセッサ５ ０は、８７として示される増加されたカフ圧力を検出する。しかしながら、期待 カフ圧力に対応する戻りはない。したがって、プロセッサ５０は、経過時間およ び圧力を記録するに加えて、最後の遷移、Ｒ７で、拡張期血圧として期待カフ圧 力を示す、Ｒ波すイクルへの少なくとも１つのＲ波がカフ圧力の）■移なしに生 じれば、プロセッサ５０は、測定のサンプリング部分を終結する。

検査のサンプリング部分の終結では、プロセッサ５０は、そのメモリに、遷移点 に対応する多くの対のサンプル値データを記憶しただろう。これは、第５図の表 によって図解される。上で述べたように、各時間、たとえばＴ（Ｒ１−３１）は 、最後のＲ波から圧力遷移までの時間経過に対応し、かつ各圧力は、遷移での期 待カフ圧力に対応する。プロセッサメモリの記憶の実際の方法は、もちろんプロ セッサ５０の選択されたデータフォーマットに依存する。

第６図は、第４ａ図および第４ｂ図に関連して上で説明したように測定されるサ ンプリングポイントが圧力波形を複写するためにいかに用いられるかを図解する 。プロットの水平軸は、Ｒ波からサンプリングポイントまでの経過時間である。

垂直軸は、）り移点で測定される圧力である。たとえば、時間Ｔ（Ｒ１−８１＞ は、Ｒ波、Ｒ１から遷移点Ｂ１まＣの時間に対応し、かつその圧力ＰＢ１は、遷 移が生じたとき測定されるカフ圧力に対応する。同様に、時間Ｔ　（Ｒ５−Ｎ５ ）および圧力ＰＮ５は、点Ｎ５に対する時間および圧力に対応する。典型的に、 データ点は、ベーパーブロックまたはビデオディスプレイ画面、たとえば第３図 に図解されるもの上にプロットされ、第６図の図解に類似の圧力波形の複写を提 供する。

典型的に平滑アルゴリズムがデータ点に与えられ、プロットされた点間の波形の 性質を定める。たとえば、点Ｂ１とＮ１との間の波形が直線でないのは明らかで ある。アルゴリズムは、収縮期血圧をより正確に定めるために、２つの点間の曲 線を近づ番プるために用いられることができる。

したがって、圧力サンプルを波形の最大点でとる必要はない。図解された波形は 、典型的な平滑アルゴリズムがデータ点に与えられた後示され、その点を直線と いうよりむしろ平滑曲線と相互接続させる。

波形のディスプレイを提供するに加えて、プロセッサ５０は、１つ以上の周知の コンビコータアルゴリズムをメモリに記憶されるデータ点に与えることによって データを分析することができ、波形に関する役立つ出力情報を提供づる。たとえ ば、第６図の点Ｂ７と８１との間の圧力波形の勾配（ずなわらΔＰ／ΔＴ＝ＰＢ １−ＰＢ７÷Ｔ（Ｒ１−３１）−Ｔ　（Ｒ７−３７））は、心臓の収縮性に関す る重要な臨床情報を提供する。心臓の収縮性は、心筋が収縮し、かつ心室からの 血圧を進める率である。これは、使用の要求に応えるための心臓の能力の重要な 尺度である。というのは心臓は、血流の速度を増加させるために心室の血液を急 速に排出づることはできなければならないからである。

心臓の収縮性は、上の計算を行なうことによってデータ点から定められ、かつ複 写された波形に左右されない出力として提供されることができる。心臓の収縮性 は、時間に関する動脈血圧の増加率に比例する。

代わりのアルゴリズムは、データ点に与えられることができ、平均動脈血圧、す なわち患者の心臓の相対的な健康の他の重要な指針を計算する。

見ることができるように、この発明の装置および方法は、先行技術を越える実質 的な改良を提供する。カフ圧力の）ｆｌ移の最初および最後の発生を検出するこ とによって収縮期および拡張期血圧を定めるのに加えて、この発明は、測定され た血圧の精度を検査するために分析されることができる血圧波形を生じさせる。

さらに、血圧波形は、最大および最小血圧を簡単に測定することによって検出さ れないことがある血流の異常を検出するために分析されることができる。

第７ａ図および第７ｂ図は、第４ａ図および第４ｂ図に示される、実質的に同じ 心電図信号および血圧波形をそれぞれ図解する。この処理で、プロセッサ５０（ 第３図）は、制御信号を圧力発生器３２（第３図）にかけ、第４図に関連して行 なわれる測定のためより徐々にカフの空気圧を醜く。したがって、カフ圧力が減 少すると、検査の測定部分中、非常に多くのサンプルがとられる。最後の遷移点 が上で説明した態様で生じることをプロセッサ５ｏが定めるまで、サンプルはプ ロセッサ５０のメモリに保持される。サンプリングされたデータは、第４ｂ図に 関連して上で説明したアルゴリズムによって動作され続けることができる。

さらに、第８図に図解されるように、サンプルの増加された数は、圧力波形のよ り詳細な表示を提供する。第８図の付加的なデータ点＜８９−３２１およびＮ９ −Ｎ２Ｏ＞は、第７ａ図および第７ｂ図が拡大されなければならない場合とられ るナンブルを表わす。

よりゆっくり減少するカフ圧力は処理のためより長い期間を必要とするが、説明 した装置および方法は心持麿数と同期され、かつ心持につき１つのサンプルを４ りることができるのは特に有利である。したがって、毎分６０ビートの心得度数 では、第８図に表わされる波形は、１ｆ］持収縮期血圧以上にカフをふくらませ 、かつ拡張期血圧に達した後カフの空気を抜くのに必要とされる少量の付加的な 時間で、はぼ２０秒で得られただろう。非同期の先行技術の方法では、各圧力レ ベルで正確に測定されることを保証するために、カフ圧力は間欠的に減少され、 かつ安定化されることができる。図解される装置おＪ：び方法はまた、拡張期血 圧は検出されたカッ圧力のそれ以上の遷移がないことにＪ：って認められるとい う利点を有する。したがって、わずかな心持度数（典型的に２または３）内で遷 移がなければ、カフ圧力は、急速に空気を除かれることができ、そのため静脈欝 血を除かれることができ、かつしたがって患者への不快をより早く減少させる。

上で説明した装置および方法はまた、収縮期血圧以上にカフ圧力をｍ張させる必 要がもはやないという利点をさらに有する。徐々に減少するカフ圧力に関連して 上で説明したが、この発明はまた、第９ａ図および第９ｂ図に図解されるように 増加しているカフ圧力で用いられることができる。変換器３４が期待カフ圧力以 上の瞬間の圧力増加をもはや検出していないということをプロセッサ５０（第３ 図）が一旦定めると、カフ３０は、急速に空気が扱かれ、患者１０へのそれ以上 の不快を避ける。この急速に空気を抜かれることは、カフ圧力の遷移ライン６０ によって図解される。静脈欝血が生じる時間の量をさらに減少させるために、カ フ圧力は、遷移ライン６２によって図解されるように、最初期待拡張期血圧以下 の点まで非常に急速に増加されることができる。それから、カフ圧力は、カフ圧 力波形上のライン６４として図解されるように、公知の、一定の率で徐々に増加 され、減少しているカフ圧力に関連して上で説明したようにサンプルをとる。

第１０ａ図および第１０ｂ図に図解されるように、少なくとも１つの心臓サイク ルが遷移なしに生じる前に、第１の検出された遷移Ｂ１−おＪ：びＮ１−が生じ れば、カフ圧力は、グラフの部分６４′によって図解されるように、拡張期血圧 以上に膨張されたかもしれない。この事象が生じれば、グラフの部分６６によっ て図解されるように、カフ圧力は少量（たとえば２ｏまたは３０ｔ−ル）だけ急 速に減少されることができる。カフ圧力は、それから前のように膨張される。圧 力遷移Ｂ１およびＮ１が発生する前に少なくとも１つの心臓サイクルが生じる限 り、測定サイクルは、測定が拡張期血圧以下のカフ圧力で始まっ１＝ので、圧力 勾配６４に沿って続くことができる。さもなければ、サイクルは止められ、開始 圧力は再びざらに低く減じられる。プロセッサ５０（第３図）は、アナログディ ジタル変換器３７（第３図）の出力をモニタするようにかつ少なくとも２つのＲ 波が生じる前に遷移が検出される場合測定プロセスを停止させるようにプログラ ムされる。遷移が検出されれば、コマンドは、圧力発生器３２に送られ、圧力を 下げ、それに続いてコマンドは定常速度で圧力を博加させる。

前で説明した方法では、プロセッサ５０はコマンドを圧力発生器３０に送り、公 知の定常速度で圧力を増加または減少させる。したがって、第４ｂ図、第７ｂ図 、第９ｂ図および第１０ｂ図に図解されるように、カフ圧力は線形に増加または 減少する。第１１ａ図および第１１ｂ図は、装置および方法のさらに他の実Ｍ例 を図解し、グラフ部分１００−１１４によって図解されるカフ圧力は、上で説明 １ノだように、線形というよりむしろ有限ステップで減少される。プロセッサ５ ０は、ディスクリートなコマンドを圧力発生器３０に伝遇し、小さいステップで 圧力を減少させる。

各ステップでの減少量は、所望の測定の精度によって定められる。圧力が、典型 的にほぼ心臓サイクルの中火で生じる圧力波の収縮期部分が発生する前に安定さ れることを保証するために、典型的に、圧力は、Ｒ波の各発生で減少されるだろ う。したがって、プロセッサ５０によって行なわれる内部の計算の複雑さは、カ フ圧力が各心臓サイクル中一定であり、かつ１１持カフ圧力が計算される必要が ないため減じられる。図解されていないが、圧力の安定性のそれ以上の保証が必 要とされれば、各圧力ステップは、２以上の心臓サイクル中続くことができ、測 定は後者の心臓サイクルで行なわれる。しかしながら、圧力の変化は心持度数と 同期されるので、カフ圧力は、典型的に、すべての心臓サイクルによって変化さ れ、したがって測定の期間をより短く保つ。

徐々に圧力を変化させる方法はまた、第１２ａ図および第１２ｂ図に図解される ように、増加しているカフ圧力で用いられることができ、グラフ部分２００−２ １２は、圧力１曽加の各ステップを指定する。さらに、圧力増加は、典型的に、 心臓サイクルの各Ｒ波の発生で開始される。さらに、図解されていないが、各ス テップは、所望されれば、多数の心臓サイクル中続くことができる。

上で説明した装置および方法は、全自動患者モニタシステムで有利に用いられる ことができる。プロセッサ５０（第３図）は、手動介入の必要なく、周期的に上 で説明した測定シーケンスの１つを行なうようにプログラムされることができる 。したがって、プロセッサ５ｏは、患者の血圧が許容値の範囲以上に増加される かそれ以下に減少されるかを定めることができ、かつ勤務中の医者または看護婦 に警告するための警報を発することができる。装置および方法のための有利な使 用法の中には、手術侵のショックまたは薬治療の予期しない反応に対して患者を モニタすることがある。

較正された動脈血圧側　装置で　いるた　の改良されたカフ 上で述べたように、出願者の発明は、標準動脈血圧測定カフで用いられるとがで きる。出願者の発明を用いて得られる情報は、先行技術の方法を用いて以前利用 可能であったより広範囲でありかつより正確である。この発明の精度は、ノズ下 で説明する新しいかつ改良されたｒ７Ｊａ性カフを用いることによってさらに増 加されることができる。

第１３図は、動脈血圧３０７間の関係を表わし、収縮期血圧レベルは３０５とし て示され、拡張期血圧レベルは３０６として示され、かつカフ圧力レベルは３０ ８として示される。カフの正しい動作のために、動脈血圧３０７は、点３０９で 閉塞性カフ圧力３０８を克服することができると仮定される。その点で、動脈血 液は、動脈血圧３０７がカフ圧力３０８以下に再び下がるとさ、点３０９から点 ３１０までの時間に、カフの下の動脈の部分の基部から末端部分へ流れる。

上の装置および方法の説明は、動ｆｆｌ１１．ｊ３よび測定カフの理想的な動作 を仮定した。第１４図は、カフが施された患者の腕の部分断面図であり、収縮１ 」血圧レベル以上の実際の発生をよりはっきりと図解づる。カフ３５０は、腕３ ５２を取囲む。カフ３５０の圧力は、腕３５２の組織によって、３５４として基 部部分、３５８として末端部分、および３５６として圧迫された中央部分で図解 される上腕動脈に伝送される。組織によって伝送された圧力のプロフィールは、 破線３６０および３６２によってグラフで図解される。理想的に、中央部分３５ ６は、カフ圧力が実際に収縮期血圧より大ぎい限り圧迫されて維持されるが、動 脈３５４の基部部分は、動脈血圧コンプライアンスの結果として、各心臓サイク ル中膨張を始める。圧力コンブライアンスの結果として動脈３５４の基部部分の 直径の変化は、第２の組の破線３５４′によって図解される。動脈３５４の基部 部分が膨張すると、組織の圧力プロフィール３６０は、破線によって図解される 圧力プロフィール３６０′にシフトする。

圧力プロフィール３６０′のシフトの結果、破線３５０′によって図解されるよ うにわずかに膨張するカフ３５０に圧力パルスは反映する。圧力のこのわずかな 増加は、収縮期を越える範囲でさえ装置によって検出されることができ、かつそ の結果、カフ圧力は収縮期血圧以上であるが゛、血液の塊が通過したことを誤っ て示づことがある。

上述のことを次のように説明することができる。ふくらまされたカフの空気の間 は１５０ｍｆＬでめると仮定しよう。

動脈３５６の中央部分の虚脱によって、カフ３５０の下の腕の組織の最の５　ｍ ｆ）−の減少が生じるとさらに仮定しよう。

量のこの減少は、カフ３５０での圧力の５／１５０の減少として反映される。同 様に、動脈３５６の中央部分の膨張によって、検出可能なカフ圧力の対応する増 加が生じる。

それゆえに、測定されている平均圧力レベルは１００トルであると仮定すると、 圧力は、動脈３５６の中央部分が膨張しかつカフ３５０の下で圧迫するとき、各 心持でほぼ３゜３％変化する。この結果、血圧がわずかに誤って測定券されるこ とがある。というのは同じ感知変換器が、カフ圧力を測定しており、かつまたカ フ圧力の変化を感知しているからである。さらに、上で述べたように、動脈３５ ６の中央部分は、血液の塊がカフ３５０の下を通過することができるほど十分膨 張しないからしれないが、部分的な膨張は、誤った読取として、変換器３４（第 ３図）によって検出されることができる。

測定のパーセント誤差は、カフの空気ｍを増加ブることによって減じられること ができるが、血流によって生じる圧力増加に対する変換器の感度が対応して減少 するだろう。

第１５図は、圧力測定の精度を増加させる修正されたカフ装置４００を図解する 。上腕動脈（腕４０２の基部部分４０４、圧迫された部分４０６および末端部分 ４０７を備える）をｒＪＩ塞し、かつ測定を行なうために１つのブラダ−を用い る代わりに、ｒ！７］塞性ブラダ−４１０を備え、コンプライアンスのスペーサ 材料４０８によって感知ブラダ−４１２と接続される複合カフ４００が用いられ る。スペーサ材料４０８は、泡まｌζは他の弾性材料であることができる。

ｔＴｊＭ性ブラダ−４１０は、典型的に、上腕の基部部分上に置かれ、感知ブラ ダ−４１２はそれから末端に位置決めされる。閉塞性ブラダ−４１０は、４１４ の弁４１６への空気接続を有する。感知ブラダ−４１２は、弁４１６の他方側に 、およびポンプまたは他の空気源４２０、圧力変換器４２２、および吹き出し弁 ４２４に相互接続される空気接続４１８を有する。吹き出し弁４２４は、典型的 に、ポンプ４２０の部分である。弁４１６は、１つの位置で十分間いた、かつ十 分間いた位置からどちらかの方向に９０゜回転されるとき十分閉じられる電気制 御回転弁であることができる。他の電気作動弁は、弁４１６のために用いられる ことができた。第１５図では、弁４１６は、十分閉じた位置に図解される。弁４ １６、ポンプ４２０、変換器４２０および吹き出し弁４２４は、マイクロプロセ ッサ４２６に接続され、かつそれによって制御される。マイクロプロセッサ４２ ６はまた、心電図装置４２８に電気的に接続される。したがって、マイクロプロ セッサ４２６は、かけられた圧力の変化を制御し、かつ心電固装ｆ１４２８によ って検出される心電図信号のＲ波と同期して検出された圧力をモニタする。

この装置は、空気管４１４が空気管４１８、かつしたがってポンプ４２０に空気 的に接続されるように、弁４１６を開けることによって動作する。圧力ボンブ４ ２０は、両方のブラダ−の圧力が等しくされかつ期待収縮期血圧より大きくなる まで、ブラダ−４１０６よび４１２をふくらますように動作される。この点で、 弁４１６は閉じられる。

弁４１６が閏じられると、変換器４２２は、感知ブラダ−４１２にのみ空気的に 接続される。したがって、各心持で動脈４０４の動脈圧力の増加によって、動脈 の圧迫された部分４０６が部分的に膨張し、かつしたがって上で説明したように かつ破線で図解されるように、閉塞性ブラダ−４１０の圧力の過渡増加が生じる が、圧力は、弁４１６の分離のため、変換器４２２へ伝えられない。両方のブラ ダ−が同一の圧力レベルを有するので、それらは、良さしの１つのブラダ−とし て働く。閉塞性ブラダ−４１０の長さは、血液の塊の通過を妨げるのに十分であ るように選択される。

それゆえに、感知ブラダ−４１２は、閉塞性ブラダ−４１Ｏの圧力より小さい血 圧の過渡増加から分離される。したがって、感知ブラダ−４１２は変換器４２２ に空気的に接続されるが、過渡圧力増加は変換器４２２によって検出されない。

しかしながら、血圧が閉塞性ブラダ−４１０の圧力を克服するほど十分高いとき 、感知ブラダ−４１２は、以＋’＋４１に圧迫された動脈部分４０６を介してそ の下を血液の塊が通過することによって生じる圧力変化を検出Ｊ゛る。

各測定ステップで、回転弁４１６は、９０″だけ回転され、ｌ′ＪＪ　Ｍ性ブラ ダ−４１０と感知ブラダ−４１２とを再び空気的に相互接続する。吹ぎ出し弁４ ２４は、２つのブラダ−の少量の空気を除く！こめに瞬間的に作動される。２つ のブラダ−４１０，４１２は空気的に相互接続されるので、各々の圧力は、圧力 が回転弁４１６にＪ：って提供される相互接続を介して等しくなるので、短い品 の時間後、同じ大きさに減少される。回転弁４１６はそれから閉じられ、かつ感 知ブラダ−４１２の下を血液の塊が通過するかどうかを定めるために他の測定が 行なわれる。そうであれば、血液の塊が通過することによって生じる圧力の増加 が出現しかつ消滅する時間は、前で説明したように測定される。感知ブラダ−４ １２は、す、イクルの測定部分中、閉塞性ブラダ−４１０から空気的に分難され るので、感知ブラダ−４１２の下を血液が実際に流れるまで、いかなる圧力過渡 ら検出されない。血液の塊が実際に通過する前の圧力の増加は、感知ブラダ−４ １２によって感知されない。したがつて、血液が流れ始め、かつ各圧力レベル〈 たとえば第１３図の点３０９および３１０）に蛸して流れなくなる時間は、１つ のブラダ−圧力カフ−ぐ以前定めらきれたより正確に定められることができる。

記録されるべき圧力は、検出された過渡圧力の前の感知ブラダ−４１２の圧力で ある。

２つのブラダ−の圧力を交互に検出し、閉塞性ブラダ−を分離し、かつ感知ブラ ダ−の血流を感知する前のステップは、１つのブラダ−装置に関連して上で説明 した方法に従ってデータ点を得るために繰返される。

改良されたカフ４００はまた、増加している圧力で用いられることができる。回 転弁４１６は、各サイクル中間けられ、かつカフ４１０．４１２の圧力は、圧力 ボンブ４２０がら空気をかけることによって増加される。回転弁４７６は、２つ のカフ４１０．４１２の圧力が等しくなることができるように開いたままであり 、かつそれから閉じられる。測定は前のように行なわれる。そのステップは、収 縮期血圧が、測定ステップ中圧力遷移が発生しないことによって定められるまで 、増加しているカフ圧力で繰返される。

１８ｉ置および方法を上腕動脈に関連して説明したが、この装置および方法は、 カフの大きさおよびかけられる圧力の大きさを適当に調節して、他の動脈に関連 して用いられることができる。

先行技ｆ、ｆテ 圧汐 補正２）の写しく翻訳文）捉出出（特Ｆｆ法第１８／１条の７第１項）昭和６１ 年５月２３日

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．ふくらますことが可能なカフ（３０）および前記カフ（３０）に接続される 可変空気圧源（３２）を有する、患者の動脈血圧を測定する装置であって、前記 カフ（３０）にかけられる空気圧の大きさを検出し、かつ前記大きさに応答する 出力信号（３４）を与えるように接続される圧力変換器（３４）、 患者の心臓の電気信号を感知し、かつ前記電気信号のＲ波に応答する出力（４８ ）を与える心電図手段（４６）、および 前記変換器（３４）および前記心電図手段（４６）の信号出力（３６，４８）を 受けるように電気的に接続される制御手段（５０）を備え、制御手段（５０）は 、前記信号出力（３６．４６）を処理し、時間に関する患者の血圧の大きさに対 応する出力情報を促供し、かつ前記制御手段（５０）は、可変空気圧の前記源（ ３２）に制御信号（３９）をさらに与え、前記空気圧の増加および減少率を制御 することを特徴とする、装置。 ２．前記制御手段（５０）は、データを記憶するメモリを有するプログラマプル デイジタルプロセッサ（５０）である、請求の範囲第１項記載の装置。 ３．前記制御信号（３９）は、カフ（３０）の膨張および収縮率を制御する、請 求の範囲第１項記載の装置。 ４．前記心電図手段（４６）の前記出力（４８）は、前記制御手段（５０）を患 者の心臓の電気的な働きと同期させる、請求の範囲第１項記載の装置。 ５．前記制御手段（５０）は、前記圧力変換器（３４）からの出力信号（３６） の遷移に応答し、前記遷移は、前記ふくらますことが可能なカフ（３０）の下の 動脈血流の始めおよび終わりに対応する、請求の範囲第１項記載の装置。 ６．前記制御手段（５０）は、患者の心臓の電気サイクルの始めから前記変換器 （３４）の出力信号（３６）の前記遷移までの経過時間を計算し、かつ経過時間 およびふくらますことが可能なカフ（３０）の空気圧に対応するデータを蓄積す る、請求の範囲第５項記載の装置。 ７．前記制御手段（５０）は、複数の空気圧で前記データを蓄積し、かつ前記出 力情報を計算するために、前記蓄積されたデータに数値曲線に合うアルゴリズム を与える、請求の範囲第６項記載の装置。 ８．前記制御手段（５０）は、複数の空気圧で前記データを蓄積し、かつ時間に 関する動脈血圧の増加率を計算し、前記率は、心臓の収縮性に対応する、請求の 範囲第６項記載の装置。 ９．前記制御手段（５０）は、複数の空気圧で前記データを蓄積し、かつ前記デ ータから平均動脈血圧を計算する、請求の範囲第６項記載の装置。 １０．前記ふくらますことが可能なカフは、閉塞性プラダーの下の動脈を圧迫す るためにふくらまされることができる閉塞性ブラダー（４１０）、および前記閉 塞性プラダー（４１０）に対し末端の感知プラダー（４１２）を備え、前記感知 プラダー（４１２）の下の動脈の血流に対応する圧力変化を検出することを特徴 とする、請求の範囲第１項記載の装置。 １１．前記閉塞性プラダー（４１０）および前記感知プラダー（４１２）は、電 気的に制御される空気弁（４１６）によって空気的に相互接続され、かつ前記閉 塞性プラダー（４１０）および前記感知プラダー（４１２）は、同じ圧力までふ くらまされかつ空気をぬかれることができ、かっその後空気的に分離される、請 求の範囲第１０項記載の装置。 １２．患者の動脈血圧を測定する方法であって、公知の可変空気圧を、ふくらま すことが可能なカフ（３０）にかけ、 前記カフ（３０）の空気圧の大きさを測定し、かつ前記大きさに応答する圧力出 力信号（３６）を与え、患者の心臓の電気信号を感知し、かつ前記電気信号のＲ 波に応答するＲ波出力信号（４８）を与え、かつ時間に関する患者の血圧波形の 大きさに対応する出力情報を提供するために、前記圧力出力信号（３６）および Ｒ波出力信号（４８）を処理するステップを特徴とする、方法。 １３．空気圧の大きさに応答する前記出力信号（３６）は、ふくらますことが可 能なカフ（３０）の下の動脈血流の始めおよび終わりに対応する前記公知の変動 空気圧から検出可能な遷移を含む、請求の範囲第１２項記載の方法。 １４．処理ステップは、 Ｒ波の発生から動脈血流の始めに対応する圧力遷移までの第１経過時間を計算し 、 Ｒ波から動脈血流の終わりに対応する圧力遷移までの第２経過時間を計算し、 前記第１および第２経過時間、およびその経過時間が計算されたときの対応する 公知の空気圧に対応するデータを記憶し、かつ 検出可能な圧力遷移がもはやなくなるまで、複数の公知の空気圧で前記測定およ び記憶ステップを繰返すステップをさらに特徴とする、請求の範囲第１３項記載 の方法。 １５．曲線に合うアルゴリズムを、記憶されたデータに与え、前記記憶されたデ ータに対応する圧力波形を複写するステップをさらに特徴とする、請求の範囲第 １４項記載の方法。 １６．収縮期および拡張期血圧は、前記血圧波形の最大および最小点に対応する 、請求の範囲第１４項記載の方法。 １７．平均動脈血圧は、アルゴリズムを前記記憶されたデータに与えることによ って計算される、請求の範囲第１４項記載の方法。 １８．第１（４１０）および第２（４１２）の空気的に分離可能なふくらますこ とが可能なプラダー、前記プラダーの膨張圧力を変える手段（４２０）、および 前記第２プラダー（４１２）の前記圧力の遷移を検出し、それによって動脈血流 を感知する手段（４２２）を備えることを特徴とする、動脈血圧測定システムで 用いるための閉塞性カフ。 １９．公知の空気圧を第１（４１０）および第２（４１２）のふくらますことが 可能なカフにかけ、それによって前記カフ（４１０，４１２）の下の動脈を閉塞 し、前記第１カフ（４１０）を前記第２カフ（４１２）から空気的に分離し、 前記第２カフ（４１２）の圧力の遷移を検出し、それによって前記動脈を介する 動脈血流を感知し、かつ前記空気圧を逐次変化させるステップを備え、かつ前記 圧力をかける、分離する、かつ検出するステップを繰返すことを特徴とする、患 者の動脈血圧を測定する方法。 ２０．心臓の心室の収縮の発生を検出し、前記発生と前記第２カフ（４１２）の 圧力の前記遷移との間の時間を、複数の圧力で測定し、かつ前記測定された時間 および圧力からの動脈血圧波形を複写するステップをさらに特徴とする、請求の 範囲第２４項記載の方法。 ２１．公知の変動空気圧をふくらますことが可能なカフ（３０）にかけ、 前記カフ（３０）の空気圧の大きさを測定し、かつ前記大きさに応答する圧力出 力信号（３６）を与えるステップを備え、前記信号（３６）は、前記カフ（３０ ）の下の動脈部分の血流の始めおよび終わりに対応する遷移を有し、患者の心臓 の電気信号を感知し、かつ前記電気信号でＲ波に応答するＲ波出力信号（４８） を与え、かつ時間に関する動脈血圧の増加率に対応する出力情報を提供するため に、前記圧力出力信号およびＲ波出力信号を処理するステップをさらに備え、前 記増加率は、心臓の収縮性に比例することを特徴とする、患者の心臓の収縮性を 測定する方法。