JPWO2016163093A1 - 血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

血圧測定装置は、圧測定部１１０と、圧測定部１１０をシャント血管２０１の吻合部を覆う皮膚の上に静止させて固定する固定具１２０と、圧測定部１１０からの信号が入力され、入力された信号を処理してシャント血管２０１の吻合部内の圧を算出する制御回路１３０とを備えている。

Description

本開示は、血圧測定装置に関する。

血液透析を行う際には、十分な体外循環血流量を確保するために患者の腕の深部にある動脈と、皮下にある静脈とを外科手術により接続（吻合）して、毛細血管を通らずに動脈から静脈に直接血液が流れるシャント血管を設ける。

一方、血液透析中には、血圧低下が発生する場合がある。このため、血液透析中には頻回に血液を測定することが好ましい。現在、血圧の測定には一般的に以下のような方法が用いられている。まず、シャント血管を有しない側の腕をカフで取り巻き、カフを膨らませて動脈を圧迫して完全に押し潰し、動脈血流を一旦止める。その後、カフの圧を徐々に弱め、動脈血流が再開する圧力を測定する。動脈血流の再開は、動脈血流に由来する雑音（コロトコフ音）又は動脈上の皮膚振動により検出する。この方法による血圧測定では、カフにより動脈を圧迫して一旦血流を止めるため、体外循環血流を確保するための血管であるシャント血管が設けられた腕で血圧を測定することはできない。このため、患者は、体外循環血流を確保するための血管であるシャント血管が設けられた側の腕と、血圧を測定するための反対側の腕の両方の腕を静止させた状態で血液透析を受けなければならず、これは患者にとって大きな苦痛である。また、この方法では連続的に血圧を測定することもできない。

血流を止めずに血圧を測定する方法として、感圧体を腕の動脈上の皮膚に設置し、更に、該感圧体の上に、内部に膨張収縮自由なチャンバを有する布、ゴム、合成樹脂等の材料から作られた可撓性袋を設置し、可撓性袋を布、ゴム、合成樹脂等の材料から作られた帯により固定し、動脈を潰さない程度の強さの圧が生じるように可撓性袋を膨らませ、この状態で圧感体に伝わる動脈圧（血圧）を測定するという連続血圧測定方法が検討されている（例えば、特許文献１を参照。）。

国際公開２００４／０６９０４９号

McGee他、"Critical Care"、 11巻、5号 山中源治、"重傷集中ケア"、13巻、1号、p.13 McGee WT, Horswell JL, Calderon J: "Validation of a continuous cardiac output measurement using arterial pressure waveforms." Crit Care, 2005年, 9巻, p.24-25

しかし、この方法を用いてシャント血管が設けられている腕で血圧を測定しようとすると、帯及び可撓性袋で固定された感圧体は、収縮期血圧を最高値とし、拡張期血圧を最小値とする、約一秒周期の血圧の変動に伴って動揺する。このため、感圧体が検知する圧変動が減衰し、正確な血圧が測定できない。

一方、血圧は、心臓からの血液の拍出量である心拍出量と全身の血管の末端の収縮により形成される末梢循抵抗により決定される。このため、血液透析中に血圧が低下する場合には、心拍出量の低下又は末梢循抵抗の低下が生じる（例えば、非特許文献１を参照。）。このため、心拍出量及び末梢循抵抗を血液透析中に測定すれば、血液透析中における血圧低下を予知できる。実際には、末梢循抵抗は血圧を心拍出量で割ることにより算出するため、心拍出量が測定できれば、血液透析中における血圧低下を予知できることになる。

しかし、心拍出量を測定するためには、大動脈を経て肺静脈内にまでカテーテルを挿入しなければならないため（例えば、非特許文献２を参照。）、血液透析中に血圧と共に心拍出量を連続して測定することは事実上不可能である。

心拍出量を測定するための別の方法として、動脈内にカテーテルを挿入し、これにより測定した動脈波形を解析する方法がある（例えば、非特許文献３を参照。）。しかし、この方法においても動脈内にカテーテルを直接挿入しなければならないため、血液透析中に血圧と共に心拍出量を連続して測定することは事実上不可能である。

本開示の血圧測定装置の一態様は、圧測定部と、圧測定部をシャント血管の吻合部を覆う皮膚の上に静止させて固定する固定具と、圧測定部からの信号が入力され、入力された信号を処理してシャント血管の吻合部内の圧を算出する制御回路とを備える。このような構成では、吻合部の拍動に伴って圧測定部が動揺しないので、正確に、連続的に吻合部内の圧を測定することができる。そして、吻合部内の圧は事実上、動脈圧に等しいので、この構成によれば、動脈波形を得ることができる。

本開示の血圧測定装置の一態様では、固定具が、圧測定部と圧測定部とは反対側の皮膚表面との距離を、常に一定に保つようにしてもよい。通常、シャント血管の吻合部は前腕の橈骨と尺骨の直上に安定して存在するため、吻合部からみて橈骨と尺骨の方向を下方向とした時に、吻合部の下壁は吻合部の拍動に伴って動揺せず、一方、吻合部の上壁は上下に動揺する。したがって、圧測定部と、圧測定部とは反対側の皮膚表面との距離を、常に一定に保つことにより、圧測定部をシャント血管の吻合部を覆う皮膚の上に静止して固定して、正確に、連続的に吻合部内の圧を測定することができる。

本開示の血圧測定装置の一態様では、固定具が、シャント血管の前記吻合部が存在する部位において腕を取り巻く、非伸縮性のバンドであってもよい。

本開示の血圧測定装置の一態様では、非伸縮性のバンドの圧測定部とは反対側の皮膚表面に接する部分の面積が、圧測定部と接する部分の面積よりも広くてもよい。この構成とすれば、非伸縮性のバンドの圧測定部とは反対側の皮膚表面に接する部分が腕に加える圧力は低くなる。したがって、腕を非伸縮性のバンドで取り巻いても、腕の静脈における血液の流通が阻害されない。

本開示の血圧測定装置の一態様では、圧測定部が平板状であってもよい。圧測定部を平板状とすれば、吻合部を傷つけにくい。

本開示の血圧測定装置の一態様では、圧測定部が曲面状であってもよい。圧測定部を皮膚から隆起した吻合部に覆いかぶさるのに十分な面積をもつ曲面状とすれば、吻合部を保護しつつ、吻合部圧を測定することができる。

本開示の血圧測定装置の一態様では、圧測定部が歪センサを含む構成とすることができる。

本開示の血圧測定装置の一態様では、制御回路が、圧測定部から入力される信号を連続的に処理して、吻合部内の圧の周期的な変化を連続波形として算出する制御回路であってもよい。

本開示の血圧測定装置の一態様では、制御回路が、連続波形の極大値から吻合部の最高圧を算出し、連続波形の極小値から吻合部の最低圧を算出する制御回路であってもよい。

本開示の血圧測定装置の一態様では、制御回路が、連続波形から心拍出量を算出してもよい。本開示の血圧測定装置では、動脈にカテーテルを挿入して測定したのと同程度か、あるいはそれよりも正確な動脈波形が得られるので、動脈波形を解析することにより心拍出量を算出ことが可能である。

本開示の血圧測定装置によれば、連続して正確な血圧測定と動脈波形の取得が可能となり、心拍出量の推移を推定することも可能となる。

図１は、血圧測定装置の一例を示す図である。 図２は、センサの固定例を示す断面図である。 図３は、センサ保持部材の一例を示す断面図である。 図４は、センサの固定例を示す断面図である。 図５は、血圧測定装置の変形例を示す図である。 図６は、歪センサの出力例を示す図である。 図７は、心拍出量の算出方法を説明する図である。

図１においては、一例として前腕部にシャント血管が形成されている場合を示している。本実施形態の血圧測定装置は、圧測定部である歪センサ１１０と固定具であるバンド１２０を含み、図１に示すように、圧測定部である歪センサ１１０は、患者のシャント血管２０１の吻合部上の皮膚の上に、固定具であるバンド１２０により固定されている。シャント血管とは、患者の体から血液を取り出すために、動脈と直接接続された静脈をいう。吻合部とは、動脈との接続部付近のシャント血管をいう。吻合部における血管内圧（吻合部圧）は血圧に等しい。従って、吻合部圧を測定することにより血圧を測定することができる。吻合部における血管の厚さは動脈の１／１０程度である。また、吻合部は解剖学的に皮膚の直下に位置している。このため、図２に示すように、吻合部は血管内圧により膨隆して他の部分よりも突出している。このため、吻合部は、動脈よりも血管内圧を体外から測定しやすい。

一方、吻合部は動脈よりも遙かに外部からの力の影響を受けやすい。このため、血管内圧を測定するためのセンサの形状が吻合部上の皮膚および吻合部の血管壁を傷つけやすい形状であると、最悪の場合、吻合部が損傷し、大量出血が生じ、患者が死に至るおそれがある。このため、歪みセンサ形状は、平板状あるいは吻合部の形状に沿って湾曲しているものが望ましい。

図１において固定具は、非伸縮性の素材で作られたバンド１２０である。シャント血管２０１が設けられた腕を、吻合部の位置で、バンド１２０で取り巻いて、シャント血管２０１の吻合部が、閉鎖せず、しかし押し潰された状態で、歪みセンサ１１０を吻合部上の皮膚に固定する。

通常、シャント血管の吻合部は前腕の橈骨と尺骨の直上に安定して存在するため、吻合部からみて橈骨と尺骨の方向を下方向とした時に、吻合部の下壁は吻合部内の圧の変動に伴って動揺せず、一方、吻合部の上壁は上下に動揺する。したがって、吻合部と反対側の腕の皮膚表面からシャント血管上の皮膚表面（歪みセンサ１１０の底面）までの距離Ｄ１が変動しない、このような状態では、周期的に変動するシャント血管の吻合部内の圧は、直接、リアルタイムで歪みセンサ１１０に伝わり、以て、吻合部内の圧波形、すなわち、動脈波形が正確に測定される。

シャント血管２０１の吻合部が、閉鎖せず、しかし押し潰された状態で、歪みセンサ１１０が吻合部上の皮膚に固定できるように、バンド１２０は長さが調整できるようにしてもよい。

図１において、バンド１２０は、歪みセンサ１１０と接する幅が狭い本体部１２１と、本体部よりも幅広の幅広部１２２とを有し、幅広部１２２が腕の吻合部と反対側の部分と接するようにしている。幅広部１２２を設けることにより、腕の吻合部と反対側の部分をバンド１２０が圧迫する力を分散することができ、腕の歪みセンサ１１０が固定される側と反対側を、バンド１２０が圧迫する力が弱くなる。これにより、バンド１２０の設置部位よりも上流にうっ血が生じにくくすることができ、患者がより快適に血圧測定装置を装着できる。なお、固定具は、シャント血管２０１の吻合部が、閉鎖せず、しかし押し潰された状態となり、且つ、腕の吻合部と反対側の皮膚表面と歪センサ１１０との距離が変動しないように、歪みセンサ１１０を固定できればよい。従って、バンドに限らず例えば図３に示すような断面コの字形状の保持部材１２３等とすることもできる。保持部材１２３は、樹脂又は金属等により形成することができる。

圧測定部である歪センサ１１０は、シャント血管２０１の吻合部の周期的な圧変動を検出できればどのようなものであってもよい。歪センサ１１０は、できるだけ高感度で低消費電力のものが好ましい。例えば、ゲージ率が２以上、好ましくは５以上、より好ましくは１０以上、さらに好ましくは２０以上の歪センサを用いることができる。例えば、金属抵抗歪センサ、半導体歪センサ、及び磁歪効果型歪センサ等を用いることができる。中でも、半導体ピエゾ抵抗を用いた半導体歪みセンサは高感度で低消費電力であり好ましい。また、歪センサ１１０は平板状のものがシャント血管２０１の吻合部上に容易に固定でき、且つシャント血管の吻合部を傷つける危険性が小さいので好ましい。特に、５ｍｍ角〜２ｃｍ角程度の小型の歪センサは、シャント血管２０１の吻合部の上に容易に固定でき、好ましい。

圧測定部は、歪みセンサ１１０と他の部材とが組み合わされていてもよい。この場合、圧測定部の形態は、皮膚から隆起した吻合部を覆ことができる、曲面を有する皿状であってもよい。血液透析中、シャント血管２０１の吻合部が曲面を有する皿状のカバーで覆われていれば、吻合部が外力により傷つけられる危険性を著しく低くできる。図４に示すように、曲面を有する皿状の圧測定部１５０は、外面がプラスチックカバー１５１、内面がゲル状液袋１５２で形成されており、ゲル状液袋１５２には歪センサ１１０が接着されている。ゲル状液袋１５２は容積が一定の可撓性袋であるが、変形しないプラスチックカバーで形成された空間に閉じ込められている。このため、事実上、一定幅の曲面を有する皿状となって、シャント血管２０１の吻合部を覆う。したがって、一定幅の曲面を有する皿状となったゲル状液袋１５２に接着された歪センサ１１０と腕の反対側の皮膚との距離Ｄ１は一定であり、ゲル状液袋１５２が吻合部を押し潰している限り、歪センサ１１０には吻合部から圧が直接伝わって来る。歪センサ１１０自体は平板状であるため、歪センサ１１０が吻合部を傷つけることはない。

本実施形態の吻合部圧測定装置は、歪センサ１１０を駆動し、歪センサ１１０からの信号を受け取り、受け取った信号を処理して吻合部の圧を算出する制御回路１３０を備えている。制御回路１３０は、例えば、歪センサ１１０を駆動する駆動部１３２と、歪センサ１１０の出力信号を処理する処理部１３３とを有している。

駆動部１３２は、使用する歪センサ１１０の種類に応じて適切な回路を選択すればよい。抵抗変化を生じる歪センサの場合には、例えば、ホイートストンブリッジ回路を用いることができる。

処理部１３３は、例えば、歪センサ１１０からの信号をデジタルデータに変換する変換回路、デジタルデータを演算処理して吻合部の圧を算出する演算回路等を有している。さらに、信号データ及び処理データを記憶する記憶回路、結果を表示する表示装置等を有していてもよい。表示装置を設ける場合、吻合部の圧の値のみを表示するようにしてもよく、歪センサ１１０の出力信号波形も合わせて表示するようにしてもよい。また、吻合部の圧以外の体温等のデータを合わせて表示するようにしてもよい。また、処理部１３３には表示部を設けず、コンピュータ等が組み込まれた集中管理装置等にデータを送り、他の情報と合わせて一括に処理し、表示するような構成とすることもできる。

図１において、制御回路１３０として駆動部１３２と処理部１３３とが一体となっている例を示したが、図５に示すように駆動部１３２と処理部１３３とを分離してもよい。この場合、駆動部１３２と処理部１３３との通信を無線により行えば、処理部１３３を患者から離れた場所に設置することが容易にできる。このようにすれば、センサと必要最小限の駆動及び通信回路だけを患者の体表面に固定することにより、血圧の連続したモニターが可能となる。このため、血圧測定の際に患者に与える負担を大きく低減できる。但し、駆動部１３２と処理部１３３とを有線で接続してもよい。

図６は、歪センサ１１０の出力例を示している。図６において縦軸は歪（με）であり、横軸は時間（０．１ｓ）である。動脈に静脈が吻合された部分であるシャント血管の吻合部は、心臓の収縮及び拡張に対応して拡張及び収縮する。シャント血管の吻合部は、体表面近くにあり、その壁は薄いため、吻合部からの脈波は皮膚表面にダイレクトに反映され、皮膚表面に微小な歪みが生じる。このため、吻合部上の皮膚に歪センサを配置して皮膚表面の歪みを検出することにより、シャント血管の吻合部の収縮に対応した信号を得ることができる。図２に示すように、シャント血管の吻合部上に配置された歪センサ１１０の出力信号は、基本的には極大値と極小値とを有する振幅波形を描く。この波形は動脈圧波形とみなすことができる。極大値は心臓の収縮によりシャント血管の吻合部に生じる歪みであり、極小値は心臓の拡張によりシャント血管の吻合部に生じる歪みである。このため、動脈圧波形の極大値はシャント血管の吻合部の最高圧（収縮期血圧に等しい）と相関し、極小値はシャント血管の吻合部の最低圧（拡張期血圧に等しい）と相関する。

血圧測定装置を使用する前に、血圧測定装置の歪センサを平面上の台の上に置き、次に歪センサの上に一定の重さの分銅、たとえば底面が１ｃｍ^２で重さが１３６ｇの分銅を置くことにより（この時に歪センサに加わる圧は１００ｍｍＨｇ）、歪センサをキャリブレーションすることができる。このようにして、歪センサに分銅を置くことによる歪み及び大気圧下における歪みから、換算係数を求めることが可能となる。

このように、本実施形態の血圧測定装置は、動脈圧波形を連続で得ることができる。従って、本実施形態のシャント血圧測定装置により、非侵襲であるにもかかわらず血圧を持続的にモニタすることが可能となる。

一般に測定されている血圧とは動脈内の圧のことである。しかし、動脈は高い内圧を有し得るという特性に適応するために、外からの物理的な力によって容易に障害されないように体表より比較的深い部分にある。そのため、動脈脈波を得るためには、強く圧迫したり侵襲型としたりすることが一般的である。

一方、シャント血管の吻合部は、その位置が皮膚の直下であり、その壁の厚さも動脈の１／１０程度と薄く、且つ著しく拡張している。このため、センサをシャント血管の吻合部の上に配置し、センサの位置がシャント血管の吻合部の膨張及び虚脱に伴って変動しないように固定すれば、動脈脈波に対応する波形が得られ、この波形から血圧に対応する吻合部の内圧が算出できる。しかし、構造上、シャント血管の吻合部は、外からの物理的な力で障害されやすく、一旦障害されると破裂等の危険性が高いため、吻合部に変動する圧を加えたり、突出部を有するセンサを押し付けることは好ましくない。そこで、本実施形態においては、突出部のない平板型のセンサを用いて吻合部の圧を測定している。また、本実施形態においては、曲面型の圧測定部位を吻合部に被せることにより、吻合部を保護しつつ、吻合部内の圧を測定している。

例えば前腕であれば、シャント血管は、橈骨および尺骨と皮膚表面側との間にある静脈を使用して作成される。これらの二つの骨がシャント血管の吻合部を乗せる硬いベッドの役割を果たすため、膨隆した吻合部を上から押さえても、シャント血管の吻合部は二つの骨に支えられて下の方には移動しない。歪センサを動脈瘤様に膨隆した吻合部が歪センサーを介しての圧迫により閉鎖せず、しかし歪センサーを介しての圧迫で押し潰された状態で、腕の吻合部と反対側の皮膚表面と歪センサとの距離が変動しないように歪みセンサを吻合部上の皮膚に固定すると、吻合部が下方に移動できないため、吻合部内の圧、すなわち血圧は素直に歪センサに伝わる。伸縮性のあるバンドを用いたり、カフを用いてたりして膨隆した吻合部を圧迫すると、シャント血管の吻合部の内圧の変動に伴って歪センサの位置が上下してしまうため、検出した血圧波動は実際の波動よりもなだらかになる。

本実施形態の血圧測定装置を用いることにより、血圧だけでなく心拍出量も持続的にモニタすることが可能となる。

本発明の血圧測定装置で測定した吻合部内圧の圧波形（事実上、動脈波形に等しい）を解析して、心拍出量を求める方法を以下に記載する。まず、吻合部内圧の圧波形の収縮期開始点を時間ｔ＝０とする。吻合部内圧の圧波形上で、時間ｔにおける動脈血液量をＶ（ｔ）、１回心拍出量（ストロークボリューム）をＳＶ（ｔ）、毛細血管へ流出する血流量をＱ（ｔ）とすると、収縮期（大動脈弁が開いている間であって、図７に示す圧波形上のノッチより前の相）においては、以下の式（１）が成り立つ。

一方、毛細血管へ流出する血液量Ｑ（ｔ）は血圧Ｐ（ｔ）に比例し、総末梢循環抵抗値Ｒに反比例すると仮定すると、式（２）が成り立つ。

式（２）を式（１）に代入すると、式（３）となる。

さらに、動脈血液量Ｖ（ｔ）は血圧Ｐ（ｔ）に比例すると仮定すると、式（４）が得られる。
Ｖ（ｔ）＝α×Ｐ（ｔ）＋Ｖ_const ・・・ （４）
式（４）の両辺をｔで微分すると、式（５）となる。

式（５）を式（３）に代入すると、式（６）となる。

式（６）を書き換えると式（７）となる。

従って、１回拍出量ＳＶは、式（８）のように表すことができる。但し、ｔ１は図７においてノッチが生じた時、すなわち大動脈弁が閉じた時である。

一方、大動脈弁が閉じた後、すなわちノッチの後については、ＳＶ（ｔ）＝０なので、式（１）は、式（９）のように書き換えることができる。

毛細血管へ流出する血液量Ｑ（ｔ）が血圧Ｐ（ｔ）に比例し、総末梢循環抵抗値Ｒに反比例すると仮定すると、式（１０）のように表すことができる。

式（１０）を式（９）に代入すると、式（１１）となる。

さらに、大動脈弁が閉じた後であっても、動脈血液量Ｖ（ｔ）は血圧Ｐ（ｔ）に比例すると考えられる。すなわち、式（５）は、大動脈弁が閉じた後であっても成り立つ。そこで、式（５）を式（１１）に代入すると式（１２）が得られる。

式（１２）の両辺をｔ１からｔ２間で積分すると、式（１３）となる。

式（１３）をさらに書き換えると、式（１４）が得られる。

式（１４）を式（８）に代入すると、式（１５）が得られる。

一方、式（１５）に基づいて、透析前の一回拍出量ＳＶ₀は、式（１６）のように表すことができる。

ここで、式（１５）と式（１６）からＳＶ／ＳＶ₀を算出する式（１７）を導くことができる。

式（１７）を書き換えると、ＳＶの初期値ＳＶ_０から任意の時点のＳＶを求める式（１８）が得られる。

ここで、血液透析開始時のＳＶ_０を与える方法を説明する。まず、心拍出量ＣＯ（Ｌ／分）は、以下の式（１９）により心係数から求めることができる。

ＣＯ＝ＣＩ×ＢＳＡ ・・・ （１９）
ここでＢＳＡは、患者の体表面積（ｍ²）であり、以下に式（２０）として示す藤本式により求めることができる。

ＢＳＡ＝［88.83×ＨＴ^0.663×ＢＷ^0.444］／10000 ・・・ （２０）
ＨＴは身長（ｃｍ）であり、ＢＷは体重（ｋｇ）であり、ＣＩは心係数である。患者の心係数ＣＩの値は、正常人の心係数４．０Ｌ／min／ｍ²と等しいと考えて差し支えない。これは、患者にたとえ心不全があっても、体内の水分量を増やし、交感神経系の緊張度を増して心係数を正常値に保つっているからである。そこで、患者の心拍出量は以下の式（２１）で求められる。

ＣＯ＝４×ＢＳＡ ・・・ （２１）
心拍数をＨＲとすると、一回拍出量ＳＶ_０（ｍｌ）は、以下の式（２２）のように表すことができる。

ＳＶ_０＝1000×ＣＯ／ＨＲ ・・・ （２２）
これに式（１９）及び式（２０）を代入すると式（２３）が得られる。

ＳＶ_０＝4000×[88.83×ＨＴ^0.663×ＢＷ^0.444]/10000/ＨＲ ・・・ （２３）
ここで、１回の心拍にかかる秒数をＴ２（sec）とすると、心拍数ＨＲは、ＨＲ＝６０／Ｔ２と表すことができる。これを式（２２）に代入すると、ＳＶは1000×ＣＯ／（６０／Ｔ２）となる。また、ＳＶ₀は、1000×ＣＯ₀／（６０／Ｔ２₀）となる。これを式（１８）に代入すると式（２４）が得られる。

式（２４）を書き換えると、任意の時点の心拍出量を算出する式（２５）が導かれる。

また、透析中の任意の時点における末梢循環抵抗ＳＶＲ（mmHg/L/min）は、平均血圧ＭＢＰ及び心拍出量ＣＯから以下の式（２６）により求めることができる。

平均血圧ＭＢＰは、式（２７）から求めることができる。

図１において、シャント血管が患者の前腕部に形成されており、前腕部において血圧を測定する例を示した。しかし、上腕部又は下肢等にシャント血管が形成されている場合、これらの部位において同様に血圧を測定することができる。

なお、心拍出量を求める際の血液透析開始時の一回心拍出量（ストロークボリューム）は、心係数の標準値から算出した。しかし、血液透析開始時の一回心拍出量（ストロークボリューム）に胸部超音波検査で測定された個々の患者の値を用いてもよい。

本開示の血圧測定装置は、連続して正確な血圧測定ができ、治療又は処置の際の血圧測定において有用である。

１１０ 歪センサ
１１１ 歪センサ本体
１１２ ケース
１１３ 開口部
１１４ 上部
１１５ 下部
１２０ バンド
１２１ 本体部
１２２ 幅広部
１２３ 保持部材
１３０ 制御回路
１３２ 駆動部
１３３ 処理部
１５０ 圧測定部
１５１ プラスチックカバー
１５２ ゲル状液袋
２０１ シャント血管

Claims (10)

1. 圧測定部と、
   前記圧測定部をシャント血管の吻合部を覆う皮膚の上に静止させて固定する固定具と、
   前記圧測定部からの信号が入力され、入力された信号を処理してシャント血管の吻合部内の圧を算出する制御回路とを備える、血圧測定装置。
2. 前記固定具が、前記圧測定部と該圧測定部とは反対側の皮膚表面との距離を、常に一定に保つ、請求項１に記載の血圧測定装置。
3. 前記固定具が、シャント血管の前記吻合部が存在する部位において腕を取り巻く、非伸縮性のバンドである、請求項２に記載の血圧測定装置。
4. 前記非伸縮性のバンドの前記圧測定部とは反対側の皮膚表面に接する部分の面積が、前記圧測定部と接する部分の面積よりも広い、請求項３に記載の血圧測定装置。
5. 前記圧測定部が、平板状である、請求項１〜４のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
6. 前記圧測定部が、曲面状である、請求項１〜４のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
7. 前記圧測定部が、歪センサを含む、請求項１〜６のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
8. 前記制御回路が、前記圧測定部から入力される信号を連続的に処理して、前記吻合部内の圧の周期的な変化を連続波形として算出する、請求項１〜７のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
9. 前記制御回路が、前記連続波形の極大値から前記吻合部の最高圧を算出し、前記連続波形の極小値から前記吻合部の最低圧を算出する、請求項８に記載の血圧測定装置。
10. 前記制御回路が、前記連続波形から心拍出量を算出する、請求項８又は９に記載の血圧測定装置。

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