JPS62500425A - 個人の血圧に関連した波形情報を得るための技術 - 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】 個人の血圧に関連した波形情報を得るための技術本発明は、一般に、血圧評価方 法に係り、特に、血圧に関連した成る種の波形情報を測定する非侵襲的な技術に 係る。

個人の血圧に関する情報を得るための方法で、現在知られている最も信頼性のあ る方法は、侵襲的な手順を必要とするものである。このような手順は、ルーチン 作業として実行することができず１例えば、心臓の手術中のような極端な条件の もとで行われる。あまり厳密な条件でなければ、特に１個人の収縮期（最大）及 び拡張期（最小）の血圧を含む血圧情報を非侵襲的に得ることができる。今日で は、２種類の良く知られた非侵襲的な技術が利用されており、その一方は、聴診 と一般に称されており、そして他方は、振動測定法に基づくものである。これら の非侵襲的な技術では、殆どの人に馴染の深い標準的な腕用のカフが使用される 。然し乍ら、聴診法においては、カブを最初に加圧し次いで減圧することによっ て生じる成る種の音（コロトコフ音）を聞き取ることによって収縮期及び拡張期 の血圧が測定され、一方、振動測定法では、カフを最初に加圧し次いで減圧した 時の血圧の変化によって生じるカフの圧力変化が実際１こ測定される。

以下で明らかとなるように、本発明の種々の実施例は、振動測定法に基づくもの である。これらの実施例を充分理解するために、血圧情報を非侵襲的に得るため の本出願人の米国特許第３，９０３，８７２号（リンク氏の特許）を参照する。

参考として取り上げる該特許は、とりわけ、以下で詳細に述べる技術に基づいて 個人の拡張期の血圧を得る方法を開示している。

又、参考として取り上げる米国特許第４，００９，７０９号及び第４，０７４， ７１１号（リンク氏等）には、振動測定法を用いて個人の収縮期の血圧を得るた めの非侵襲的な技術が開示されている。これらの技術については、以下で述べる 。

前記のリンク氏及びリンク氏等の特許並びに本出願人の所有するその他の特許に 開示された種々の手順は、所期の目的を一応は満足するが、本発明の目的は、個 人の血圧に関する色々な形式の情報を得るための更に簡単で然も信頼性の高い技 術を提供することである。

本発明のより特定の目的は、これまで侵襲的な手段によってしか得られなかった 個人の真の血圧波形を厳密に近似するような波形を非侵襲的に形成するためのこ れまでとは異なる簡単で且つ信頼性の高い技術を提供することである。

本発明の別の特定の目的は、個人の平均動脈血圧を測定しそして計算する新規な 方法を提供することである。

以下で詳細に述べるように、前記の目的は、振動測定法によって達成される。こ の技術によれば、例えば、長さが２０．インチで巾が５インチといった適当なサ イズのカフを、個人、特に人間、或いは一般的には、は乳動物（以下、患者と称 する）の上腕に設置し、そして最初に、患者の収縮期血圧より明らかに高いと考 えられるレベル、例えば、１８０Ｔｏｒｒまで加圧する。

又、この圧力は、スリーブ内の患者の動脈を完全に塞ぐと考えられる。その後、 カフの圧力をゼロに向かって徐々に減少し。

この時間中に、カフは、（１）患者の動脈内の血圧変化と、（２）カフの圧力の 変化との組み合わせによって、振動状態で連続的に圧力が変化する。この手順に おいてはカフの圧力がいつでも分かり、カフの圧力の振動的な変化は、例えば、 オシロスコープで容易に測定することができる。これら２つのパラメータを、上 記米国特許に開示された方法から得られる情報と関連して使用することにより、 以下に述べる本発明の技術を用いた簡単且つ確実な方法で上記の目的を達成する ことができる。

この点については、最初に、典型的に５インチ巾の圧力力フによってこれに対応 する５インチ長さの動脈を完全に取り巻（ことに注意されたい６腕の組織は、は とんど圧縮不能な部分であるから、例えば、血液の脈流によって動脈の容積が変 化すると、腕に隣接したカフ内の空気袋の空気体積も対応的に変化する。この空 気体積の変化によって、僅かではあるが正確に測定可能な圧力変化が空気に生じ る。このように、カフの空気袋の圧力の脈動的変化が動脈の容積の脈動的変化に 等しいことが、振動測定法の要旨である。

本発明の種々の技術を更に充分に理解するため、添付図面の第１図ないし第５図 に関連して背景技術を更に詳細に述べる。

第１図（米国特許第３，９０３，８７２号の第６図に対応する）は、患者の拡張 期圧力を８０Ｔｏｒｒと仮定し、カフの測定圧力が９０Ｔｏｒｒから８０Ｔｏｒ ｒへそして７０Ｔｏｒｒへ変化する時の次々のカフ圧力と時間パルス（カブパル ス）との形状を概略的に示している。

第１Ａ図は、カフ圧力１６０Ｔｏｒｒからゼロまでの第１図のカフパルスに対応 する一連の全てのカフパルスを概略的に示している。

第２図は、動脈容積即ちカフ容積（■）、換言すれば、カブ内の患者の動脈の容 積（カフの容積で測定した）と、カフ内の動脈壁を横切ってかへる壁圧（ＰＭ） との関係を表す曲線と。

この曲線に重畳して、患者の実際の血圧波形に対応する曲線とを示すもので、こ れら２つの曲線は、上記特許に基づいて振動測定法の原理を説明するためのもの である。

第３図及び第４図は、前記したリンク氏の特許及びリンク氏等の特許に基づいて 患者の所与の収縮期血圧及び拡張期血圧を得るための技術を表わすやり方で第１ 図のカフ曲線を概略的に示している。

第５図は、患者の動脈のコンプライアンス曲線、即ち、動脈壁圧Ｐνに対して比 Δ■／ΔＰを表わす曲線を概略的に示すもので、ΔＶは、血圧の所定の一定の変 化へＰに対応する動脈容積の増分変化である。この曲線は、以下で明らかとなる ように積分によって第２図のカフ容積即ち動脈容積曲線（Ｖ／Ｐ曲線）を形成す るために、最初に決定される。

先ず、第１図を説明すれば、この図は、３つの異なるカフ圧力、特に、９ＱＴｏ ｒｒ、８０Ｔｏｒｒ及び７０Ｔｏｒｒのカフ圧力における上記加圧力フの容積変 化に対応する３つの次々の波形１゜ｈ、１０ｉ及び１０ｊを概略的に示している 。実際には、第１Ａ図から明らかなように、１６　Ｑ　Ｔｏｒｒのカフ圧力から 始まってゼロのカフ圧力まで、非常に多数の波形（以下、カブパルスと称する） が発生される。これらの波形を既知のカフ圧力で発生することにより、患者の収 縮期及び拡張期の血圧を上記特許に基づいて測定することができる。これについ ては、以下で詳細に説明するが、先ずは、各波形が、その一端に収縮期の立上り Ｓｒを有し、その反対端に拡張期の立下りＤｄを有しそして最大振幅Ａを有する ことに注目するのが重要である。

収縮期の立上りＳｒは、非常に一貫したもので、１つのカフパルス１０からべつ のカフパルスまで明確に現われるが、拡張期の立下りＤｒ及び振幅Ａは、以下で 述べる理由でパルスごとに変化する。リンク氏及びリンク氏等の前記特許に開示 された技術によって拡張期及び収縮期の血圧を測定できるのはこれらの変化によ るものである。特に、明らかなように、患者の拡張期の血圧がカフの圧力に等し い時には、発生されたカブパルスの拡張期の立下りが、他のいずれのカフパルス の拡張期の立下りよりも急な傾斜となる。従って、拡張期の立下りが第１図に示 されたカフパルス１０ｉにおいて最大傾斜になると仮定すれば、これらの波形を 発生する患者は、８０Ｔｏｒｒの拡張期血圧を有することになる。これと同時に 、どのカフパルスが最大振幅Ａを示しているかを見つけ、次いで、カフ圧力を増 加してその振幅の半分となるカフパルスを見つけることによって、患者の収縮期 の血圧を測定することができる。この単振幅パルスを発生するためのカフ圧力は 、患者の収縮期の血圧に等しい、これらの機能を充分に理解するため、上記のリ ンク氏及びリンク氏等の特許と共に、第２図ないし第５図について説明する。

さて、カフ圧力の変化によって第１図のカフパルスが何故生じるかを説明するた め、第２図に示さ九た曲線について説明する。図示された一般的にＳ字型の曲線 １２は、取付けられたカフの限界内で成る患者の動脈壁を横切ってか＼る壁圧Ｐ ｗを水平軸が表わしそしてカフ自体の内容積によって測定したカフ内の動脈の容 積Ｖを垂直軸が表わしているような水平／垂直座標系において示されている。こ のＶ／Ｐ曲線（以下、単に動脈又はカフ曲線と称する）を充分理解するためには 、Ｐｗの定義を銘記することが重要である。所与の時間における患者の動脈の壁 圧Ｐｗは、その時の患者の動脈内の血圧ｐｂからカフの付与−圧力ＰＣを引いた ものに等しい。従って１次のようになる。

Ｐｗ　＝　Ｐｂ　−Ｐｃ　（１） 説明上、圧力は、Ｔｏｒｒ　（ｍｍＨｇ）で測定するものとし、そして垂直軸よ り右側の水平軸部分は正の壁圧を表わし、一方、垂直軸より左側の水平軸部分は 負の壁圧を表わすものとする。その結果、カフに圧力が加えられない（例えば、 Ｐｃ＝Ｏ）時には、いかなる時点の圧力Ｐｗも、その時の患者の血圧に等しくな る。

カフを加圧した時には、圧力Ｐｖが減少する（水平軸に沿って左へ移動する）。

カフの圧力Ｐｃが所与の時点において血圧ｐｂに等しい時には、その時の圧力Ｐ ｗがゼロ（例えば、垂直軸）に等しくなる。何等かの時点でカフの圧力が血圧を 越えて増加する時には、その時の圧力Ｐｗが負になる（水平軸上を更に左へ移動 する）。

垂直軸Ｖ及び水平軸Ｐｗの定義を銘記し、この座標系においての一般的にＳ字型 のカフ曲線１２の解釈について説明する。

ここでは、この曲線が、診断されている特定の患者の特徴を表わすものと仮定す る。即ち、カフ内の患者の動脈、ひいては、カフ自体の容積がこのＳ字型の曲線 に沿って変化し且つＰｗの変化と共にこの曲線に沿って変化するだけであると仮 定する。

以下、第３図について、成る患者の動脈曲線１２をカフパルス１０及びそれに対 応するカフ圧力Ｐｃから形成できることを示す。従って、さしあたり、第２図に 示した動脈曲線は成る患者に対応するものと仮定する。

以上の説明を銘記し、第２図の動脈曲線について以下で検討する。先ず始めに、 患者のカフに圧力を加えず、従ってＰｃがゼロであると仮定する。これにより、 圧力Ｐｗが患者の血圧ｐｂに等しくなる。この点については、血圧Ｐｂが患者の 拡張期血圧Ｐｂ（Ｄ）と収縮期血圧ｐｂ（ｓ）との間で時間と共に変化する点に 注意するのが重要である。説明上、これらの値は既知であり、特に、患者の拡張 期血圧が８０Ｔｏｒｒで、収縮期血圧が１２Ｑ　Ｔｏｒｒであると仮定する。従 って、カフに圧力が加えられない状態では、圧力Ｐｗが、Ｐｂ（Ｄ）とｐｂ（ｓ ）との間で、即ち、８０　Ｔｏｒｒと１２０Ｔｏｒｒとの間で時間と共に前後に 振動する。この４０Ｔｏｒｒの測定帯域が第２図に点線１４で示されており、こ れは、実際上、この場合４０Ｔｏｒｒに等しい患者のパルス圧力ΔＰを表わして いる。

患者の実際の血圧波形１５は、パルス圧力帯域１４内において第２図のＶ　／　 Ｐ　ｖ座標系上に重畳される。ここから明らかなように、この波形は、一連の実 際の血圧パルス１６で構成され、その各パルスは、患者の心臓の１つの鼓動に対 応している。

各々のパルスは、最小圧力（患者の拡張期圧力）でスタートし、収縮期の立上り Ｓｒである先端に沿って鋭く増加し、やがて、最大圧力（患者の収縮期血圧）に 達し、ここから、ジクロチックノツチ及び拡張期立下りＤｄを含む後端に沿って 減少し、再び最小圧力となる。これらの時点において、患者の血圧が最小値（即 ち、パルス１６の拡張端）にある時には、患者の動脈の容積５ひいては、カフの 容積が、動脈曲線により、Ｖｌ（Ｐｗ＝８０）で示された値に固定される。一方 、患者の血圧が最大値（各血圧パルス１６の収縮端）にある時には、動脈曲線が 、動脈容積、ひいては、カフ容積を、Ｖ２（Ｐｗ＝１２０）で示された若干高い 値に固定する。それ故、各々の心臓鼓動に対し、カフの圧力Ｐｃをゼロと仮定す れば、容積Ｖ（カフの容積）が値ｖ１とｖｌとの間で移動し、これにより、第１ Ａ図に示すようにカフ圧力Ｐｃ＝Ｏにおいて第１図に示したものに対応する一連 のカフパルス１０ｑが発生される。従って、患者の血圧が最小値から最大値へと 上昇するにつれて、動脈の容積がそれに一般的に対応するようにｖｌからｖｌへ と増加し、そして患者の血圧が再び最小値へ低下する時には、動脈の容積がそれ に一般的に対応するようにｖｌからｖｌへ減少する。従って、第２図の動脈パル ス１０の各々は、その収縮期立上りＳｒ及び拡張期立下りＤｄが各血圧パルス１ ６の収縮期立上り及び拡張期立下りに対応する。

カフ圧力０においてカフパルス１０ｑが容積曲線にいかに従属するかを説明した が、動脈曲線がカフ圧力の付与と共に動脈パルスをいかに変化させるかについて 説明する。ここで、カフ圧力が５０Ｔｏｒｒであると仮定する。これらの状態の もとでは、圧力Ｐｔ＋が３０Ｔｏｒｒと７０Ｔｏｒｒとの間で前後に振動する。

３０Ｔｏｒｒという値は、８０Ｔｏｒｒの拡張期血圧Ｐｂ（Ｄ）から５ＱＴｏｒ ｒのカフ圧力Ｐｃを差し引くことによって決定され、そして７０Ｔｏｒｒの値は 、１２０Ｔｏｒｒの収縮期血圧ｐｂ（ｓ）から５０Ｔｏｒｒのカフ圧力Ｐｃを差 し引くことによって決定される。従って、４０　Ｔｏｒｒの帯域全体が、帯域１ ４′で示されたように、５０Ｔｏｒｒに等しい量だけ左にシフトされるに過ぎな い。これらの状態のもとでは、圧力ＰＷが動脈曲線のより急勾配な部分に沿って 前後に振動し、患者の動脈の容積、ひいては、カフの容積を値Ｖ３とｖ４との間 で振動させる。これにより、５０ＴｏｒｒのＰｃにおいて動脈パルス１０１が形 成される。各カフパルス１０１の振幅は、各カフパルス１０ｑの振幅より大きい ことに注意されたい、これは、カフ圧力５０Ｔｏｒｒにおける４ＱＴｏｒｒｉＦ 域１４′が、カフ圧力ゼロにおける帯域１４よりも容積傾斜の急な部分にあるか らである。実際に、カフ圧力Ｐｃを増加しく圧力Ｐｖを減少し）、これにより、 圧力帯域を水平軸上で左に移動する時には、先ず、動脈曲線の急勾配部分に沿っ て移動し続け、次いで、勾配の緩い部分に沿って移動する。それ故、それに対応 するカフパルスＩＯＱ、ＩＯＬ、等々の振幅Ａ（第１図及び第１Ａ図参照）は、 先ず、最大値まで増加し、次いで、再び減少する。カフ圧力Ｐｃが１００のとき には、４０Ｔｏｒｒの全圧力帯域が垂直軸の両側に同じ距離だけまたがるように 左ヘシフトされ、これが１４″で示されている。これにより、ぼり最大振幅（第 ２図のΔｖｍａス）の対応カフパルスＬｏｇが形成される。

例えば、１６０Ｔｏｒｒのカフ圧力Ｐｃにおいて更に左へ移動すると、４０Ｔｏ ｒｒの全帯域は、１４”′で示すように垂直軸の左へ相当な距離移動され、容積 の変化（対応カフパルス１０ａの振幅）が非常に小さなものとなる。カフ圧力を 更に大きな値に増加することにより、帯域が更に左へ移動され、結局は、容積■ の変化が非常に小さなものとなる。これは、物理的な観点から、動脈の閉塞を意 味する。換言すれば、動脈の壁をつぶすに充分な程血圧ｐｂより高いカフ圧力Ｐ ｃが加えられる。これと反対の場合、即ち、カフ圧力Ｐｃがゼロの場合には、動 脈に外部からの制約が課せられず、動脈は、内部の血圧ｐｂのみに基づいて自由 に前後に変化する。これら両極端の間で、カブパルス１０の振幅Ａ（例えば、Δ Ｖ）が前記したように最大値へ増加し次いで再び減少する。前記のリンク氏等の 特許に基づいて患者の収縮期血圧を測定するのに使用されるのは容積曲線のこの 特性であり、これについては第３図及び第４図を参照して説明する。

前記したように、血圧が増加すると、動脈の容積が増加することに注意されたい 。この動脈容積の増加により、カフの空気袋の空気体積が減少し、これにより、 カフの空気袋の空気圧が増加する。それ故、血圧が増加すると、カフの空気圧が 増加する。これを要約すると、次のようになる。

血圧増加→動脈容積増加→カフ空気体積減少→カフ空気圧増加従って、 血圧増加　→　カフ空気圧増加 第３図には、第２図と同じ動脈曲線１２が示されているが、１２０　Ｔｏｒｒの カフ圧力Ｐｃにおいて１つの重畳された圧力帯域１４”を有している。ここで、 再び、患者の拡張期血圧が８０Ｔｏｒｒでありそして収縮期血圧が１２０Ｔｏｒ ｒであって、Ｐｃが患者の収縮期血圧に等しいと仮定する。これらの状態のもと では、圧力Ｐｖが図示されたように帯域１４”内で−４０Ｔｏｒｒとゼロ圧力と の間で前後に振動する。これにより、　！＋３脈容積の変化ΔＶ（例えば、対応 するカフパルスの振幅Ａ）が生じ、これは。

動脈容積の最大変化（例えば、最大カフパルス振幅）の半分にほり等しい。容積 の最大変化ΔＶｍａｘ（ひいては、最大カフパルス振幅Ａ　ｍａｘ）は、約１０ ０Ｔｏｒｒのカブ圧力Ｐｃ（例えば、第２図の圧力帯域１４”）から生じること を想起されたい。従って、カフ圧力Ｐｃが患者の収縮期血圧ｐｂ（ｓ）に等しい 時には。

これにより生じるカフパルス１０の振幅Ａが最大振幅のカフパルスのは望半分の 振幅となる。それ故、患者の収縮期血圧は。

第１Ａ図の場合のように、最初に、カフ圧力スベクトルにわたる一連のカフパル スを発生することによって測定することができる。これらのパルスから、最大振 幅Ａ　ｗａｘを有するものが決定され１次いで、その振幅の半分の振幅を有する （より大きなカフ圧力において）カフパルスが見つけられる。このパルスを発生 するのに用いられるカフ圧力Ｐｃは、患者の収縮期血圧に対応する。換言すれば 、種々のカフパルスの振幅を評価することにより、第３図に示した帯域１４　＃ Ｔ＋に対応するものを見つけることができる。いったんこのパルスが見つかると 、それに関連したカブ圧力は、患者の収縮期血圧に等しいとされる。これは、リ ンク氏等の米国特許第４，００９，７０９号及び第４゜０７４．７１１号に詳細 に述べられており、これらの特許においては、これら評価を電子的に行う手段が 設けられている。

第２図に説明を戻すと、実際の血圧波形１５は１例えば、６０パルス／分の均一 な繰返し率を有するように示されており、この波形を形成する各血圧パルス１６ は互いに次のパルスと同じであることに注意されたい、説明上、波形について、 これら両方の観点を仮定する。更に、各パルスは、前記したように、それ自身の 収縮期立上りＳｒと、拡張期立下りＤｄとを有している。又、動脈曲線１２は、 各パルスの拡張期及び収縮期の両極端の点だけではなく各血圧パルス１６の波形 １５上の各々の点においてＶとＰｗとの関係を示していることにも注意されたい 。

従って、拡張期の立下りのみに沿って２つの別々のカフ圧力において容積の変化 ΔＶを測定することができる。この場合、測定帯域（例えば、２つの測定点間の 圧力差）は、帯域１４よりも実質的に狭い、第４図に最も良く示されたように、 Δ−Ｖｌ’は、圧力帯域１８を使用してゼロのカフ圧力Ｐｃに対して測定され、 圧力帯域１日は、各血圧パルス１６の拡張期立下りの僅かな部分を取り巻くもの である。ΔＶ２’は、帯域を１８′へシフトすることにより５０Ｔｏｒｒのカフ 圧力Ｐｃに対して測定され、そしてΔＶ３’は、帯域を１８”へシフトすること により８ＱＴｏｒｒのカフ圧力Ｐｃ（例えば、患者の拡張期血圧）に対して測定 される。ΔＶは、カフ圧力Ｐｃが患者の拡張期血圧に等しい時に最大となること に注意されたい、それ故、各々のカフ圧力について患者の実際の血圧波形の拡張 期傾斜の終わりに容積変化ΔＶを測定することにより、最大変化を生じる１つの カフ圧力が患者の拡張期血圧に対応するものとなる。各パルス１６の一部分を形 成する拡張期の立下りＤｄの最低圧力部分は。

波形の各サイクル中に容易に探索できるので、この目的に適している、このよう に容易に探索できるのは、現われるたびに容易に区別できる収縮期立上りＳｒの 直前に上記最低圧力部分があるからである。この手順は、これを電子的に実施す る手段と共に、前記リンク氏の米国特許第３，９０３，８７２号に詳細に述べら れている。

患者の収縮期及び拡張期の血圧を得るための上記の説明では、患者の動脈曲線が 第２図、第３図及び第４図に示す曲線に対応するものと仮定していた。このよう な仮定は、一応有効ではあるが、第４図に関連した原理を用いて患者自身の容積 曲線を測定することもできる。特に、狭い帯域１８．１８’　、等々を測定帯域 として使用し、種々のカフ圧力Ｐｃから得られる容積変化ΔＶ（例えば、カフ容 積の変化）が第５図に示すようにプロットされている。従って、カフ圧力Ｐｃが ゼロの場合には。

容積変化ΔＶが比較的小さく、これは、第４図の小さなΔＶｌ’から明らかであ る。カフ圧力Ｐｃが増加するにつれて、容積変化ΔＶは、最大値（第４図のΔｖ ３′）まで増加し続け、次いで、減少する。数学的に表現すると、この曲線は、 圧力の増分変化に伴う容積の増分変化即ちｄＶ／ｄＰ（第５図）を表わしている 。この曲線を積分することにより、第２図ないし第４図のカフ曲線即ちＶ／Ｐ曲 線を得ることができる。

前記のリンク氏及びリンク氏等の特許に開示された技術に基づいて患者の拡張期 及び収縮期の血圧を得るための公知技術について第１図ないし第５図を説明した が、以下、第６図ないし第９図を参照して１本発明の種々の特徴を説明する。

第６図は、成る個人の動脈Ｖ／Ｐ曲線を、その区分の直線性の度合いを特に強調 して概略的に示した図である。

第７図は、個人の実際の血圧曲線を近似するために固定のカフ圧力における個人 のカフパルスに組み合わせて第６図の動脈曲線を使用したところを示す図である 。

第８図は、第７図に関連して示した近似曲線を形成するための構成を概略的にし 雌図である。

第９（ａ）ないしくｄ）図は、異なる血圧定数にと、これに対応して異なる平均 血圧とを有する４つの血圧波形を概略的に示す図である。

第６図ないし第９図を参照し、患者の実際の血圧波形を厳密に近似するような波 形を発生する技術について説明する。この技術を充分に理解するために、もう一 度第２図を参照する。

所与のカフ圧力における特定の患者のカフパルスが第２図においてＳ字型のカフ 曲線１２で示されていることを想起されたい。

例えば、収縮期血圧が１２０Ｔｏｒｒで、拡張期血圧が８０Ｔｏｒｒであると仮 定すれば、これにより生じる測定（パルス圧力）帯域は、特定のカフ圧力を選択 することにより、Ｓ字型曲線の部分に沿って移動することができる。従って、カ フ圧力がゼロの場合は、この帯域は、第２図に示すようにずっと右側に位置され 、一方、；カフ圧力を１６０にすることにより、この帯域を遥か左側に位置させ ることができる。動脈曲線の最も直線的な部分は、実際の血圧波形を最も良く近 似するカフパルスを与えることが分かっている。この既知の技術を任意に示すた め、第２図のＳ字型のカフ曲線が第６図に３つの区分に分割されて示されており 、区分２及び３は最も直線性が低く１区分１は最も直線的である。

従って、第６図のパルス圧力帯域の中心が例えば区分２に沿ったところにあり、 即ち、約５０Ｔｏｒｒの固定カフ圧力にある場合には、これにより得られるカフ パルスは、患者の実際の血圧波形を厳密に近似しない。区分３で作動した場合に は、波形の拡張期端において実際上何も得られず、即ち、曲線のこの区分は実際 上水平で、非常に悪い波形歪を生じる。

実際の波形を最も良く近似する固定のカフパルスを形成するように作動するため の最も理想的な曲線区分は１区分１であり、この区分は、最も直線的であると共 に、中から低への利得を示し、即ち、なだらかな傾斜を示す。これは、ゼロから 約８０　Ｔｏｒｒまでのどこかの固定カブ圧力で作動することによって達成する ことができる。カフ圧力がいったん選択されると、特定の患者のそれに対応する カフパルスが選択された圧力で連続的に発生される。これらのカフパルスは、第 ７図に１０ｍ′で示されており、これは、例えば、４０Ｔｏｒｒのカフ圧力に対 応する（第１Ａ図参照）。これと同時に、患者の収縮期及び拡張期の血圧並びに 動脈曲線がカフパルスと組み合わせて使用されて。

以下で述べるように、患者の血圧波形の近似が最終的に行われる。患者の動脈曲 線が第７図に１２′で再現されている。患者の収縮期及び拡張期の血圧と、曲線 １２′は、容易に得ることができる。

第７図に示された連続パルス１０ｍ及び曲線１２′から、患者の収縮期及び拡張 期の血圧並びに選択されたカフ圧力によって指示される固定の壁圧（Ｐｗ）間で 波形１６′を形成することができる。カフ圧力Ｐｃが４０Ｔｏｒｒであり、患者 の収縮期血圧Ｐｓが１２５であり、拡張期血圧Ｐｄが８５であるような上記の例 では、作動Ｐｖ帯域Ｂが、第７図に示すように４５Ｔｏｒｒと８５Ｔｏｒｒとの 間である。これらの壁圧により、波形１６′を形成するような曲線１２′の区分 が指示される。この波形を連続パルス１０ｍ’　から形成するため、パルス１０ ｍ’の開始点（時間ｔｌ）における第１の点Ｐ１を見つけ、帯域Ｂにおける対応 点Ｐ１をプロットする。これは容易に行うことができる。というのは、これら両 方の点が、患者の拡張期血圧と、パルス及び波形の開始点とを表わすからである ０時間ｔ２（時間ｔ１を基準とする）における第２の点Ｐ２、等々を見つけるこ とができ、図示されたような一連の点が見出される。これらの点から、波形１６ ″　を形成することができる。波形１６′の形状は、真の血圧波形を適切に表わ し、一方、波形１６′を導出するための波形１０ｍ′の形状は、動脈Ｖ／Ｐ曲線 によって著しく変形されることがある。

本発明によれば、第８図に一般的に３０で示された適当なカフ手段は、通常の操 作法で患者の腕のまわりに設置され、ポンプ手段３２により例えばカフ圧力４０ Ｔｏｒｒといった好ましい低い圧力の１つに維持される。然し乍ら、本発明は、 このカフ圧力範囲に限定されるものではない。従って、例えば、１００Ｔｏｒｒ のカフ圧力を選択することもできるが、このような高いカフ圧力は、患者に不快 感を与える。これにより生じるカフパルスがトランスジューサ３４によって連続 的に監視される。容易に入手できる適当な電子回路３６は、患者の動脈曲線並び に収縮期及び拡張期の血圧を受け、この情報を用いて波形１６′を形成する。こ の波形は、オシロスコープ又はモニタ３８に表示することもできるし、第１Ａ図 に示すように患者の実際の血圧波形を近似するものとして永久的に読み出すこと ができる。更に５表示された状態又は読み出された状態において、この波形に収 縮期及び拡張期の圧力点を適当に表示し、患者の真の血圧波形を更に適切に表わ すことができる。

本発明の更に別の用途においては、カフ圧力がダウン方向又はアップ方向にゆっ くりと傾斜する時に得られるカフパルスの１つ又は多数を、上記した装置により 、真の血圧波形の形状を正確に表わす波形１６′に変換することができる。従っ て、前記した血圧の通常の振動式測定中に、１つ又は多数のカフパルスを、血圧 波形を正確に表わすものに変換して、モニタ上に適当に表示し、医師が診断する ようにすることができる。

以上の説明は、特定の患者の実際の血圧波形を侵襲的な装置なしにいかにして厳 密に近似できるかを示すものであった。

これは、特に、患者の波形が異常なものである場合に、医師にとって重要な診断 手段となる。これは、平均値の異なる多数の波形を概略的に示した第９８ないし ｄ図に最も良く例示されている。血圧波形の平均圧力Ｐｂ（ｍ）は、拡張期の血 圧Ｐｂ（Ｄ）とパルス圧力の特定の一部分にとの和に等しく、この一部分は、患 者の収縮期の血圧ｐｂ（ｓ）と拡張期の血圧との差である。式２Ａはこれを示し ており１式２Ｂは便利な略示法でこれを示しており、式２Ｃは、式２ＢをＫにつ いて解くものである。

Ｐｂ（ｍ）＝　Ｐｂ（Ｄ）＋　Ｋ　（Ｐｂ（Ｓ　）−Ｐｂ（Ｄ））　（２Ａ）Ｍ ＝Ｄ＋Ｋ（Ｓ＝Ｄ）　（２Ｂ） −Ｄ 平均圧力Ｍは、波形（その振幅圧力Ｐ）を時間Ｔ（波形の［１１）で積分するこ とによって次のように計算できる。

上記の式を銘記すると、第９ａ図の波形は、Ｋ値（これは、一般に血圧定数と称 する）が約０．５０であるとして示すことができる。第９ｂ図の波形は、０．６ のに値を近似するもので、第９ｃ図の波形は、０．２のに値を近似するものであ る。更に、第９ｄ図の波形は、０．３３のに値を近似する。この後者の波形は、 健康な血圧波形にはゾ厳密に一致し、それ故、公知の幾つかの診断装置は、Ｋ値 を０．３３とすることにより、平均血〕圧を計算することができる。このように 患者の拡張期及び収縮期の血圧と共にに＝０．３３と仮定して、第９ｄ図の波形 を良好な近似で発生することができる。もちろん、特定の患者の実際の血圧定数 が例えば０．６０又は０．２０である場合に、このようにすることは非常に危険 である。然し乍ら１本発明の別の別の特徴によれば、第７図に示した近似的な波 形を発生することにより、患者の平均血圧及び血圧定数に関する推量的な作業を 全て排除することができる。実際には、近似波形が決定されると、これを電子的 に積分し、医師の助けとなる平均血圧ｐｂ（Ｍ）を計算できると共に、これから 、血圧定数Ｋを容易に計算できる。これらの種々の計算を行う適当な手段は、容 易に形成できる。

上記した本発明の種々の観点から、患者の拡張期及び収縮期の血圧を非侵襲的に 与えるだけでなく、患者の実際の血圧波形、平均血圧及び血圧定数も非侵襲的に 厳密に近似するような診断手段を提供することができる。第８図に示す手段３ｏ には。

この波形及び上記の式２−４から平均血圧Ｐｂ（Ｍ）及び血圧定数Ｋを計算する 回路を設けることができる。

浄書（内容に変更なし） ｊフｊガハ′ルズｔ’）＊　ｆ　ＰＣ（ＱＣ）浄書（内容に変更なし） ＩＯｑ　０ ＦＩＧ、−２ 浄書（内容に変更なし） 浄′Ｉ５（内容に変更なし） ＦＩＧ、−４ 浄書（内容に変更なし） ＯＰＷＡＬＬ　”　ＰＢＬＯＯＤ　−ＰＣＵＦＦＰｗ　”　Ｐｂ　−Ｐｃ ＦＩＧ、−５ 浄書（内容に変更なし） 浄書（内容に変更なし） ＦＩＧ、−９ 昭和　年　月　日 特許庁長官　黒　１）明　雄　殿 ■、事件の表示　ＰＣＴ／ＵＳ８５１０１１２０３、補正をする者 事件との関係　出願人 ４、代理人 ５、補正命令の日付　昭和６１年１１月１８日国際調査報告 １１１１″′１″ｍｌ　Ａ＃Ｉｉｌｅａ１ｍ　Ｈａ°ＰＣ’ｒ／ＩＪＳ８５１０ １１２０

Claims (26)

【特許請求の範囲】
1. １．所与の哺乳動物の特定の動脈における実際の血圧パルスを近似する波形を、 多数のこのようなパルスが次々に発生する特定の時間周期にわたって形成する非 侵襲的な方法であって、各々のパルスは拡張期及び収縮期の圧力点を有し、その 一方の縁が収縮期の立上りを画成しそして第２の縁が拡張期の立下りを含んでお り、上記方法は、 ａ）上記哺乳動物の拡張期及び収縮期の血圧と動脈曲線とを決定し、 ｂ）上記特定の動脈の周りに血圧カフを設置し、ｃ）上記加圧されたカフと協働 する手段を用いて、上記動脈における血圧パルスから所定値の固定のカフ圧力に おいて少なくとも１つ又は一連のカフパルスを発生し、そしてｄ）上記１つ又は 一連のカフパルス、哺乳動物の拡張期及び収縮期の血圧並びにその動脈曲線に応 答する手段を用いて、哺乳動物の実際の血圧波形を近似する波形を形成すること を特徴とする方法。
2. ２．上記カフは、異なったカフ圧力値において異なったカフパルスを発生するよ うに、アップ方向及び／又はダウン方向に圧力傾斜が形成され、上記波形は、上 記異なったカフパルスの各々に応答する特許請求の範囲第１項に記載の方法。
3. ３．上記１つ又は一連のカフパルスを、これらパルスのピーク／ピーク振幅が哺 乳動物の拡張期及び収縮期血圧に対応する特定の圧力値間に延びることを表わす 指示と共に表示する段階を備えた請求の範囲第１項に記載の方法。
4. ４．上記１つ又は一連のカフパルスは、オシロスコープに表示される請求の範囲 第３項に記載の方法。
5. ５．上記１つ又は一連のカフパルス、拡張期及び収縮期の血圧並びに上記動脈曲 線のみを用いて上記波形を形成する請求の範囲第３項に記載の方法。
6. ６．上記波形の平均値を決定し、上記実際の血圧パルスの近似平均値を形成する 段階を含む請求の範囲第１項に記載の方法。
7. ７．上記波形の血圧定数を決定し、上記実際の血圧パルスの近似血圧定数を形成 する段階を含む請求の範囲第１項に記載の方法。
8. ８．上記固定のカフ圧力は、約ゼロと６０Ｔｏｒｒである請求の範囲第１項に記 載の方法。
9. ９．上記カフ圧力は、約４０Ｔｏｒｒである請求の範囲第１項に記載の方法。
10. １０．所与の哺乳動物の特定の動脈における実際の血圧パルスに関連した血圧定 数Ｋを近似する非侵襲的な方法であって、ａ）上記実際の血圧パルスの拡張期及 び収縮期の圧力点、各々、Ｄ及びＳを非侵襲的な手段によって決定し、ｂ）上記 実際のパルスを近似する波形を非侵襲的な手段によって形成し、 ｃ）上記波形の平均値Ｍを見つけ、そしてｄ）次の式を解く Ｋ＝Ｍ−Ｄ／Ｓ−Ｄ ことを特徴とする方法。
11. １１．所与の哺乳動物の特定の動脈における実際の血圧パルスに関連した平均値 Ｍを近似する非侵襲的な方法であって、ａ）上記実際のパルスを近似する波形を 非侵襲的な手段によって形成し、そして ｂ）上記波形を積分して、次の式を解き、▲数式、化学式、表等があります▼ 但し、Ｍは上記平均値で、Ｔは上記波形の時間巾で、そしてＰは波形の圧力振幅 であることを特徴とする方法。
12. １２．所与の哺乳動物の特定の動脈における実際の血圧パルスを近似する波形を 、多数のこのようなパルスが次々に発生する特定の時間周期にわたって形成する 非侵襲的な装置であって、各々のパルスは拡張期及び収縮期の圧力点を有し、一 方の縁が収縮期の立上りを画成しそして第２の縁が拡張期の立下りを含んでおり 、上記装置は、 ａ）上記哺乳動物の拡張期及び収縮期の血圧並びに動脈曲線を決定する手段と、 ｂ）上記特定の動脈の周りに設置する血圧カフと、ｃ）上記加圧されたカフと協 働して、上記動脈における血圧パルスから所定値の固定のカフ圧力において少な くとも１つ又は一連のカフパルスを発生する手段と、ｄ）上記１つ又は一連のカ フパルス、哺乳動物の拡張期及び収縮期の血圧並びにその動脈曲線に応答して、 哺乳動物の実際の血圧波形を近似する波形を形成する手段とを具備することを特 徴とする装置。
13. １３．上記カフは、異なったカフパルスを発生するように、アップ方向及び／又 はダウン方向に圧力傾斜が形成される請求の範囲第１２項に記載の装置。
14. １４．上記１つ又は一連のカフパルスを、これらパルスのピーク／ピーク振幅が 哺乳動物の拡張期及び収縮期血圧に対応する特定の圧力値間に延びることを表わ す指示と共に表示する手段を備えた請求の範囲第１２項に記載の装置。
15. １５．上記波形の平均値を決定し、上記実際の血圧パルスの近似平均値を形成す る手段を含む請求の範囲第１２項に記載の装置。
16. １６．上記波形の血圧定数を決定し、上記実際の血圧パルスの近似血圧定数を形 成する手段を含む請求の範囲第１２項に記載の装置。
17. １７．上記固定のカフ圧力は、約ゼロと６０Ｔｏｒｒである請求の範囲第１３項 に記載の装置。
18. １８．上記カフ圧力は、約４０Ｔｏｒｒである請求の範囲第１７項に記載の装置 。
19. １９．所与の哺乳動物の特定の動脈における実際の血圧パルスに関連した血圧定 数Ｋを近似する非侵襲的な装置であって、ａ）上記実際の血圧パルスの拡張期及 び収縮期の圧力点、各々、Ｄ及びＳを決定する非侵襲的な手段と、ｂ）上記実際 のパルスを近似する波形を形成する非侵襲的な手段と、 ｃ）上記波形の平均値Ｍを見つける手段と、ｄ）次の式を解く手段 Ｋ＝Ｍ−Ｄ／Ｓ−Ｄ とを具備することを特徴とする装置。
20. ２０．所与の哺乳動物の特定の動脈における実際の血圧パルスに関連した平均値 Ｍを近似する非侵襲的な装置であって、ａ）上記実際のパルスを近似する波形を 形成する非侵襲的な手段と、 ｂ）上記波形を積分して、次の式を解く手段とを具備し、▲数式、化学式、表等 があります▼ 但し、Ｍは上記平均値で、Ｔは時間巾で、そしてＰは波形の圧力振幅であること を特徴とする装置。
21. ２１．所与の哺乳動物の特定の動脈における実際の血圧パルスを近似する波形を 、多数のこのようなパルスが次々に発生する特定の時間周期にわたって形成する 非侵襲的な方法において、ａ）上記哺乳動物の動脈曲線を決定し、ｂ）上記特定 の動脈の付近に血圧カフ手段を設置し、ｃ）上記加圧されたカフと協働する手段 を用いて、上記動脈における血圧パルスから所定値の固定のカフ圧力において少 なくとも１つ又は一連のカフパルスを発生し、そしてｄ）上記１つ又は一連のカ フパルス、哺乳動物の動脈曲線に応答する手段を用いて、哺乳動物の実際の血圧 波形を近似する波形を形成することを特徴とする方法。
22. ２２．上記固定のカフ圧力は、約ゼロと６０Ｔｏｒｒである請求の範囲第２１項 に記載の方法。
23. ２３．上記カフ圧力は、約４０Ｔｏｒｒである請求の範囲第２２項に記載の方法 。
24. ２４．所与の哺乳動物の特定の動脈における実際の血圧パルスを近似する波形を 、多数のこのようなパルスが次々に発生する特定の時間周期にわたって形成する 非侵襲的な装置において、ａ）上記哺乳動物の動脈曲線を決定する手段と、ｂ） 上記特定の動脈の付近に設置する血圧カフ手段と、ｃ）上記加圧されたカフと協 働して、上記動脈における血圧パルスから所定値の固定のカフ圧力において少な くとも１つ又は一連のカフパルスを発生し、そしてｄ）上記１つ又は一連のカフ パルス、哺乳動物の動脈曲線に応答して、哺乳動物の実際の血圧波形を近似する 波形を形成する手段とを具備することを特徴とする装置。
25. ２５．上記固定のカフ圧力は、ゼロと６０Ｔｏｒｒである請求の範囲第２４項に 記載の装置。
26. ２６．上記カフ圧力は、杓４０Ｔｏｒｒである請求の範囲第２５項に記載の方法 。