JPS59181129A - 血圧測定装置 - Google Patents
血圧測定装置Info
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- JPS59181129A JPS59181129A JP58056135A JP5613583A JPS59181129A JP S59181129 A JPS59181129 A JP S59181129A JP 58056135 A JP58056135 A JP 58056135A JP 5613583 A JP5613583 A JP 5613583A JP S59181129 A JPS59181129 A JP S59181129A
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
- A61B5/0225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers the pressure being controlled by electric signals, e.g. derived from Korotkoff sounds
- A61B5/02255—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers the pressure being controlled by electric signals, e.g. derived from Korotkoff sounds the pressure being controlled by plethysmographic signals, e.g. derived from optical sensors
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は非観血的な血圧測定、特に最低血圧を精度良く
計測し得る血圧測定装置に関するものである。
計測し得る血圧測定装置に関するものである。
従来、血圧の間接的計測法は、主としてコロトコフ音（
Ｋ音）を検出する方法が一般に行われている。しかし、
Ｋ音の成因機序の確固たる解明がなされていないことか
ら、電子計測法を用いてもその精度は必ずしも良好とは
いえない。
Ｋ音）を検出する方法が一般に行われている。しかし、
Ｋ音の成因機序の確固たる解明がなされていないことか
ら、電子計測法を用いてもその精度は必ずしも良好とは
いえない。
一方、最近ではＫ音の代りに血圧脈波に伴う圧迫カフ内
の微少圧振動から血圧値を求める振動法を用いた血圧測
定装置もあるが、原理的に平均血圧測定のみが可能であ
つて、特に最低血圧測定の為の理論的根拠は薄いもので
あつた。
の微少圧振動から血圧値を求める振動法を用いた血圧測
定装置もあるが、原理的に平均血圧測定のみが可能であ
つて、特に最低血圧測定の為の理論的根拠は薄いもので
あつた。
本発明の目的は、既知の手段で計測される最高血圧値，
平均血圧値と、一心拍に対応した血圧脈波或は容積脈波
に基づいて夫々の最高値，最低値，平均値及び波形から
算出される血圧波形定数或は容積波形定数とにより精度
良く最低血圧値を求めるようにした血圧測定装置を提供
することである。
平均血圧値と、一心拍に対応した血圧脈波或は容積脈波
に基づいて夫々の最高値，最低値，平均値及び波形から
算出される血圧波形定数或は容積波形定数とにより精度
良く最低血圧値を求めるようにした血圧測定装置を提供
することである。
以下、本発明を図面に基づいて説明する。
先ず、第１図は、本発明による血圧測定の原理を説明す
る為の手指を測定対象とした実験装置の概要図であり、
１は動脈、２は組織、３はカフ、４は発光素子としての
発光ダイオード、５は受光素子としてのホトトランジス
タ、６は血圧を直接的に測定するトランスジユーサ、７
はカフ３を制御するポンプ、８はポンプ７の制御装置、
９はカフ３の圧力を測定するトランスジユーサ、１０は
発光ダイオード４の電流制御回路、１１はホトトランジ
スタ５の出力の直流増幅回路、１２はホトトランジスタ
５の出力の交流増幅回路、１３は直流増幅回路１１の出
力と交流増幅回路１２の出力との比を演算する演算回路
である。
る為の手指を測定対象とした実験装置の概要図であり、
１は動脈、２は組織、３はカフ、４は発光素子としての
発光ダイオード、５は受光素子としてのホトトランジス
タ、６は血圧を直接的に測定するトランスジユーサ、７
はカフ３を制御するポンプ、８はポンプ７の制御装置、
９はカフ３の圧力を測定するトランスジユーサ、１０は
発光ダイオード４の電流制御回路、１１はホトトランジ
スタ５の出力の直流増幅回路、１２はホトトランジスタ
５の出力の交流増幅回路、１３は直流増幅回路１１の出
力と交流増幅回路１２の出力との比を演算する演算回路
である。
この装置は、手指のカフ３による圧迫部の中央における
血管壁運動を光センサにより直接検出するものであつて
、カフ３の加減圧に伴う光電脈波振幅の変化から最高，
平均血圧の計測を行う容積振動装置であり、カフ３直下
の測定部位に、発光ダイオード４とホトトランジスタ５
を対向設置し、ている。
血管壁運動を光センサにより直接検出するものであつて
、カフ３の加減圧に伴う光電脈波振幅の変化から最高，
平均血圧の計測を行う容積振動装置であり、カフ３直下
の測定部位に、発光ダイオード４とホトトランジスタ５
を対向設置し、ている。
この時、発光ダイオード４による照射光Ｉｉは、動脈（
１）系，静脈系，組織（２）の各部で吸収を受け、透過
した光量Ｉがホトトランジスタ５で検出される。この系
全体にビヤ（Ｂｅｅｒ）の法則が仮定できると、動脈（
１）血管系における血圧動脈に伴う容積変化△Ｖは、 △Ｖ＝ｋ・ｌｎ〔１＋（△Ｉ／Ｉ０）〕 （１）ｋ：動
脈血圧の吸収物質の濃度及び吸 収係数により定まる定数 △Ｉ：心拍に伴う透過光量の変化 Ｉ０：ホトトランジスタ５に入射する平均照度 として検出される。まだ、この時、△ＩがＩ０に比し充
分小であれば、上記（１）式は、△Ｖ≒ｋ・（△Ｉ／Ｉ
０） （２） に近似できる。
１）系，静脈系，組織（２）の各部で吸収を受け、透過
した光量Ｉがホトトランジスタ５で検出される。この系
全体にビヤ（Ｂｅｅｒ）の法則が仮定できると、動脈（
１）血管系における血圧動脈に伴う容積変化△Ｖは、 △Ｖ＝ｋ・ｌｎ〔１＋（△Ｉ／Ｉ０）〕 （１）ｋ：動
脈血圧の吸収物質の濃度及び吸 収係数により定まる定数 △Ｉ：心拍に伴う透過光量の変化 Ｉ０：ホトトランジスタ５に入射する平均照度 として検出される。まだ、この時、△ＩがＩ０に比し充
分小であれば、上記（１）式は、△Ｖ≒ｋ・（△Ｉ／Ｉ
０） （２） に近似できる。
第２図は、第１図の装置による方法の妥当性をモデル血
管床で確認したもので、図示のように△Ｖが直線性良好
に検出されることがわかる。即ち、トランスジユーサ６
によつて直接検出したものと、本法によつて検出したも
のとの相関係数ｒは、ｒ＝０．９９８であつた。
管床で確認したもので、図示のように△Ｖが直線性良好
に検出されることがわかる。即ち、トランスジユーサ６
によつて直接検出したものと、本法によつて検出したも
のとの相関係数ｒは、ｒ＝０．９９８であつた。
ここで、圧迫用カフ３の内圧を徐々に増加させると、測
定部位の動脈（１）系ではトランスミユラル圧（ｔｒａ
ｎｓｍｕｒａｌ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）Ｐｔ（平均血圧Ｐ
ａｍ−カフ圧迫圧力Ｐｃ）が減少する。この時、血管系
の圧力一容積関係の非線形性により、△Ｉ／Ｉ０の振幅
がカフ圧力Ｐｃに応じて増減する。即ち、第３図に示す
如く、（ａ）はトランスジユーサ６による直接法で記録
した血圧曲線であり、最高血圧Ｐａｓ＝１２７ｍｍＨｇ
と平均血圧Ｐａｍ＝８８ｍｍＨｇが検出され、一方、（
ｂ），（ｃ）は本法によるカフ圧Ｐｃ曲線と、△ＩとＩ
０の比の曲線であり、この△Ｉ／Ｉ０（∝△Ｖ）脈波の
振幅最大点に対応したカフ圧Ｐｃは平均血圧Ｐａｍ（８
６ｍｍＨｇ）と良く一致し、また脈波消失点におけるカ
フ圧Ｐｃは最高血圧Ｐａｓ（１２５ｍｍＨｇ）と一致す
る。そして、第４図（ａ），（ｂ）に示す如く、直接法
で得た最高血圧と間接法の本法による脈波消失点に対応
したカフ圧値に基づく最高血圧の相関係数ｒは、ｒ＝０
．９９６であり、同じく両法による平均血圧の相関係数
ｒは、ｒ＝０．９９５であつた。
定部位の動脈（１）系ではトランスミユラル圧（ｔｒａ
ｎｓｍｕｒａｌ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）Ｐｔ（平均血圧Ｐ
ａｍ−カフ圧迫圧力Ｐｃ）が減少する。この時、血管系
の圧力一容積関係の非線形性により、△Ｉ／Ｉ０の振幅
がカフ圧力Ｐｃに応じて増減する。即ち、第３図に示す
如く、（ａ）はトランスジユーサ６による直接法で記録
した血圧曲線であり、最高血圧Ｐａｓ＝１２７ｍｍＨｇ
と平均血圧Ｐａｍ＝８８ｍｍＨｇが検出され、一方、（
ｂ），（ｃ）は本法によるカフ圧Ｐｃ曲線と、△ＩとＩ
０の比の曲線であり、この△Ｉ／Ｉ０（∝△Ｖ）脈波の
振幅最大点に対応したカフ圧Ｐｃは平均血圧Ｐａｍ（８
６ｍｍＨｇ）と良く一致し、また脈波消失点におけるカ
フ圧Ｐｃは最高血圧Ｐａｓ（１２５ｍｍＨｇ）と一致す
る。そして、第４図（ａ），（ｂ）に示す如く、直接法
で得た最高血圧と間接法の本法による脈波消失点に対応
したカフ圧値に基づく最高血圧の相関係数ｒは、ｒ＝０
．９９６であり、同じく両法による平均血圧の相関係数
ｒは、ｒ＝０．９９５であつた。
この測定法の詳細は、既に下記文献等で報告されている
。
。
Ｍｅｄｉｃａｌ ＆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｅｎｇｉ
ｎｅｅｒｉｎｇ＆ Ｃｏｍｐｕｔｉｎｇ ２０，３０７
−３１３（１９８２）Ｍｅｄｉｃａｌ ＆ Ｂｉｏｌｏ
ｇｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ＆ Ｃｏｍｐｕｔ
ｉｎｇ ２０，３１４−３１８（１９８２）一般に、動
脈血管は粘弾性特性，非線形性を有しており、血管内圧
（血圧）Ｐａ波形と容積変化△Ｖ波形とは必ずしも一致
しない。しかし、第５図〔（ａ）：血圧Ｐａ波形図、（
ｂ）、容積変化△Ｖ波形図、（ｃ）：Ｐａと△Ｖの直線
性図〕に示すように、トランスミユラル圧Ｐｔが比較的
大きい場合、壁の粘性挙動は小さく、通常の脈圧範囲で
は圧力一容積特性は、±１５％程度の誤差を許せば直線
近似が可能である。また、Ｐｔが小さい場合においても
、立上り位相遅れを補正すると同様に圧力一容積特性の
リサージユループを直線化することができる〔（ｃ）図
中点線〕。即ち、脈圧が著しくは大きくない場合には、
この程度の誤差範囲内で圧波形と容積波形を一対一対応
の関係とみなすことができる。
ｎｅｅｒｉｎｇ＆ Ｃｏｍｐｕｔｉｎｇ ２０，３０７
−３１３（１９８２）Ｍｅｄｉｃａｌ ＆ Ｂｉｏｌｏ
ｇｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ＆ Ｃｏｍｐｕｔ
ｉｎｇ ２０，３１４−３１８（１９８２）一般に、動
脈血管は粘弾性特性，非線形性を有しており、血管内圧
（血圧）Ｐａ波形と容積変化△Ｖ波形とは必ずしも一致
しない。しかし、第５図〔（ａ）：血圧Ｐａ波形図、（
ｂ）、容積変化△Ｖ波形図、（ｃ）：Ｐａと△Ｖの直線
性図〕に示すように、トランスミユラル圧Ｐｔが比較的
大きい場合、壁の粘性挙動は小さく、通常の脈圧範囲で
は圧力一容積特性は、±１５％程度の誤差を許せば直線
近似が可能である。また、Ｐｔが小さい場合においても
、立上り位相遅れを補正すると同様に圧力一容積特性の
リサージユループを直線化することができる〔（ｃ）図
中点線〕。即ち、脈圧が著しくは大きくない場合には、
この程度の誤差範囲内で圧波形と容積波形を一対一対応
の関係とみなすことができる。
この考えに基づいて、一心拍に対応した血圧脈波と容積
脈波を第６図に示す。
脈波を第６図に示す。
先ず、血圧脈波においては、（ａ）図に示す如く、一心
拍における最高値をｐａｓ，最低値をｐａｄ，平均値を
ｐａｍ，変化する圧波形を△ｐ（ｔ），血圧波形定数を
αｐとすると、平均値ｐａｍが、（３） ＝ｐａｄ＋αｐ（ｐａｓ−ｐａｄ） （４）として表わ
されるから、上記（４）式より血圧波形定数αｐを、 αｐ＝（ｐａｍ−ｐａｄ）／（ｐａｓ−ｐａｄ） （５
）として算出する。
拍における最高値をｐａｓ，最低値をｐａｄ，平均値を
ｐａｍ，変化する圧波形を△ｐ（ｔ），血圧波形定数を
αｐとすると、平均値ｐａｍが、（３） ＝ｐａｄ＋αｐ（ｐａｓ−ｐａｄ） （４）として表わ
されるから、上記（４）式より血圧波形定数αｐを、 αｐ＝（ｐａｍ−ｐａｄ）／（ｐａｓ−ｐａｄ） （５
）として算出する。
一方、容積脈波においては、（ｂ）図に示す如く、一心
拍における最高値をｖｓ，最低値をｖｄ，平均値をｖｍ
，変化する容積波形を△ｖ（ｔ），容積波形定数をαｖ
とすると、平均値ｖｍが、（６） ＝ｖｄ＋αｖ（ｖｓ−ｖｄ） （７） として表わされるから、上記（７）式より容積波形定数
αｖを、 αｖ＝（ｖｍ−ｖｄ）／（ｖｓ−ｖｄ） （８）として
算出する。
拍における最高値をｖｓ，最低値をｖｄ，平均値をｖｍ
，変化する容積波形を△ｖ（ｔ），容積波形定数をαｖ
とすると、平均値ｖｍが、（６） ＝ｖｄ＋αｖ（ｖｓ−ｖｄ） （７） として表わされるから、上記（７）式より容積波形定数
αｖを、 αｖ＝（ｖｍ−ｖｄ）／（ｖｓ−ｖｄ） （８）として
算出する。
第７図は、第１図で示した血管床モデルを用いて直接測
定した血管内圧波形及び光電的に検出した容積波形より
種々のトランスミユラル圧Ｐｔ（Ｐａｍ−Ｐｃ）に対し
てのαｐ，αｖを算出した結果を示したものである。即
ち、（ａ）図に示すように、αｐとαｖは、トランスミ
ユラル圧Ｐｔが変化しても夫々ほゞ一定であり、且つ、
±１５％程度の誤差内で比較的良く一致した。従つて、
αｐを血圧波形定数，αｖを容積波形定数とすることが
できることが裏付けられた。
定した血管内圧波形及び光電的に検出した容積波形より
種々のトランスミユラル圧Ｐｔ（Ｐａｍ−Ｐｃ）に対し
てのαｐ，αｖを算出した結果を示したものである。即
ち、（ａ）図に示すように、αｐとαｖは、トランスミ
ユラル圧Ｐｔが変化しても夫々ほゞ一定であり、且つ、
±１５％程度の誤差内で比較的良く一致した。従つて、
αｐを血圧波形定数，αｖを容積波形定数とすることが
できることが裏付けられた。
圧波形と容積波形とが完全に相似である場合にはαｐと
αｖは等しい値となる。この時、前途の方法で最高血圧
値，平均血圧値が既知であると、最低血圧値Ｐａｄは、
αｐの代りに間接的に規定されたαｖを用いて、 （９） として得られる。
αｖは等しい値となる。この時、前途の方法で最高血圧
値，平均血圧値が既知であると、最低血圧値Ｐａｄは、
αｐの代りに間接的に規定されたαｖを用いて、 （９） として得られる。
また、血圧波形定数αｐは、血圧脈波と血管直径変化と
が良い相似性を示すことを利用し、皮膚表面の変位を測
定することにより血圧脈波形を検出し、前述（９）式を
用いて、簡便に最低血圧値を求めることができる。この
場合も同様に、最高血圧値，平均血圧値が既知であると
、最低血圧値Ｐａｄは、αｐを用いて、 （１０） として得られる。
が良い相似性を示すことを利用し、皮膚表面の変位を測
定することにより血圧脈波形を検出し、前述（９）式を
用いて、簡便に最低血圧値を求めることができる。この
場合も同様に、最高血圧値，平均血圧値が既知であると
、最低血圧値Ｐａｄは、αｐを用いて、 （１０） として得られる。
そして、（９），（１０）式によつて得られた最低血圧
値は、第７図（ｂ）に示す如く、直接法によつて実測さ
れた値に対して誤差２％以内の良好な精度であつた。
値は、第７図（ｂ）に示す如く、直接法によつて実測さ
れた値に対して誤差２％以内の良好な精度であつた。
以上のように、本発明によれば、既知の最高血圧値と平
均血圧値と、一心拍に対応した血圧脈波或は容積脈波に
基づいて夫々の最高値，最低値，平均値及び波形から算
出される血圧波形定数或は容積波形定数とにより最低血
圧値が精度良く求められるものである。
均血圧値と、一心拍に対応した血圧脈波或は容積脈波に
基づいて夫々の最高値，最低値，平均値及び波形から算
出される血圧波形定数或は容積波形定数とにより最低血
圧値が精度良く求められるものである。
次に、本発明の具体例について説明する。
第８図は上腕動脈部位で血圧脈波を検出する血圧測定装
置の一実施例で、２０は上腕、２１は上腕加圧用のカフ
、２２は加圧用のゴム球、２３はカフ圧減圧器、２４は
カフ内圧力を検出する圧力センサ、２５はＡ／Ｄ変換器
、２６は上腕２０とカフ２１との間に挿入されたゴムよ
りなる容積のの小さい空気袋、２７は血圧脈波検出セン
サ（圧力センサ）、２８は波形定数演算器、２９はシー
ケンス制御及び最低血圧値の演算を司るマイクロコンピ
ユータ（以下ＣＰＵと記述する）、３０は表示器である
。
置の一実施例で、２０は上腕、２１は上腕加圧用のカフ
、２２は加圧用のゴム球、２３はカフ圧減圧器、２４は
カフ内圧力を検出する圧力センサ、２５はＡ／Ｄ変換器
、２６は上腕２０とカフ２１との間に挿入されたゴムよ
りなる容積のの小さい空気袋、２７は血圧脈波検出セン
サ（圧力センサ）、２８は波形定数演算器、２９はシー
ケンス制御及び最低血圧値の演算を司るマイクロコンピ
ユータ（以下ＣＰＵと記述する）、３０は表示器である
。
本実施例による血圧測定は、第９図に示す如く、先ず、
ゴム球２２でカフ２１をふくらまし、カフ内圧を対象者
の最高血圧値以上に上昇させ、次に、カフ減圧器２３で
その内圧を徐々に減圧させる。
ゴム球２２でカフ２１をふくらまし、カフ内圧を対象者
の最高血圧値以上に上昇させ、次に、カフ減圧器２３で
その内圧を徐々に減圧させる。
そして、カフ内圧が徐々に降下し、最高血圧値となると
空気袋２６を通して血圧脈波検出センサ２７に急峻な出
力信号が現われ始める。ＣＰＵ２９のシーケンス制御に
より、この時のカフ内圧を、圧力センサ２４の出力をＡ
／Ｄ変換しているＡ／Ｄ変換器２５の出力状態で最高血
圧値Ｐａｓとして計測する。更に、カフ内圧降下に伴つ
て血圧脈波検出センサ２７の出力振幅は、上昇し、最高
振幅に到達した後に減少し始める。この過程において、
同様にＣＰＵ２９のシーケンス制御により、血圧脈波検
出センサ２７の各出力発生時点でのＡ／Ｄ変換器２５の
出力状態の書き込み，消去動作（センサ２７の各出力の
発生時点において、その時の出力の振幅値が事前の出力
の振幅値よりも大きければ、変換器２５の事前の出力値
を消去してその時の出力値を書き込み、事前の振幅値よ
りも小さければ、書き込んであつた変換器２５の出力値
をそのまゝ記憶する）の繰り返しにより、血圧脈波の最
高振幅時のカフ内圧を平均血圧値Ｐａｍとして計測する
。
空気袋２６を通して血圧脈波検出センサ２７に急峻な出
力信号が現われ始める。ＣＰＵ２９のシーケンス制御に
より、この時のカフ内圧を、圧力センサ２４の出力をＡ
／Ｄ変換しているＡ／Ｄ変換器２５の出力状態で最高血
圧値Ｐａｓとして計測する。更に、カフ内圧降下に伴つ
て血圧脈波検出センサ２７の出力振幅は、上昇し、最高
振幅に到達した後に減少し始める。この過程において、
同様にＣＰＵ２９のシーケンス制御により、血圧脈波検
出センサ２７の各出力発生時点でのＡ／Ｄ変換器２５の
出力状態の書き込み，消去動作（センサ２７の各出力の
発生時点において、その時の出力の振幅値が事前の出力
の振幅値よりも大きければ、変換器２５の事前の出力値
を消去してその時の出力値を書き込み、事前の振幅値よ
りも小さければ、書き込んであつた変換器２５の出力値
をそのまゝ記憶する）の繰り返しにより、血圧脈波の最
高振幅時のカフ内圧を平均血圧値Ｐａｍとして計測する
。
また、ＣＰＵ２９のシーケンス制御により、この平均血
圧値の計測後の一定時間後に血圧波形定数の測定を開始
する。この時の血圧脈波検出センサ２７の一心拍に対応
した出力波形を拡大すると第１０図のようになる。この
波形の零或は所定レベルからの最高振幅値及び最低振幅
値を、ピーク値ホールド及び逆ピーク値ホールド検出動
作により最高値ｐａｓ及び最低値ｐａｄとして計測し、
また一個の脈波の面積値をＳ（ｐ），脈波の繰り返し時
間をｔｐとして計測すると、一個の脈波の平均値ｐａｍ
は、積分動作によりｐａｍ＝Ｓ（ｐ）／ｔｐで求められ
る。これらの最高値ｐａｓ，最低値ｐａｄ及び平均値ｐ
ａｍから波形定数演算器２８で血圧波形定数αｐを、α
ｐ＝（ｐａｍ−ｐａｄ）／（ｐａｓ−ｐａｄ）として求
める。
圧値の計測後の一定時間後に血圧波形定数の測定を開始
する。この時の血圧脈波検出センサ２７の一心拍に対応
した出力波形を拡大すると第１０図のようになる。この
波形の零或は所定レベルからの最高振幅値及び最低振幅
値を、ピーク値ホールド及び逆ピーク値ホールド検出動
作により最高値ｐａｓ及び最低値ｐａｄとして計測し、
また一個の脈波の面積値をＳ（ｐ），脈波の繰り返し時
間をｔｐとして計測すると、一個の脈波の平均値ｐａｍ
は、積分動作によりｐａｍ＝Ｓ（ｐ）／ｔｐで求められ
る。これらの最高値ｐａｓ，最低値ｐａｄ及び平均値ｐ
ａｍから波形定数演算器２８で血圧波形定数αｐを、α
ｐ＝（ｐａｍ−ｐａｄ）／（ｐａｓ−ｐａｄ）として求
める。
なお、この血圧波形定数αｐを精度良く求めるためには
、数個の脈波をサンプリングして、各値を平均化すれば
良い。
、数個の脈波をサンプリングして、各値を平均化すれば
良い。
以上の求められた最高血圧値Ｐａｓ，平均血圧値Ｐａｍ
及び血圧波形定数αｐからＣＰＵ２９により演算して最
低血圧値Ｐａｄを、 として求める。
及び血圧波形定数αｐからＣＰＵ２９により演算して最
低血圧値Ｐａｄを、 として求める。
そして、これらの最高，平均及び最低血圧値を表示器３
０により表示させるものである。
０により表示させるものである。
なお、波形定数演算器２８の機能はＣＰＵ２９に持たせ
るようにすることもできる。
るようにすることもできる。
上述の実施例は、血圧脈波の検出手段としてカフ２１以
外に空気袋２６を用いた方法であるが、簡便の為には、
血圧波形定数αｐを求める為の検出手段としてカフ２１
自体を利用しても良く、その場合の実施例を第１１図に
示す。この場合、Ａ／Ｄ変換器２５に血圧脈波信号が検
出できる高分解能（例えば１２ビツト以上の分解能）の
ものを用い、ＣＰＵ２９の演算機能を用いて前述と同様
に、血圧波形定数αｐを求めると共に、最低血圧値Ｐａ
ｄが求められるものである。なお、最高血圧値Ｐａｓ，
平均血圧値Ｐａｍの計測は前述と同様である。
外に空気袋２６を用いた方法であるが、簡便の為には、
血圧波形定数αｐを求める為の検出手段としてカフ２１
自体を利用しても良く、その場合の実施例を第１１図に
示す。この場合、Ａ／Ｄ変換器２５に血圧脈波信号が検
出できる高分解能（例えば１２ビツト以上の分解能）の
ものを用い、ＣＰＵ２９の演算機能を用いて前述と同様
に、血圧波形定数αｐを求めると共に、最低血圧値Ｐａ
ｄが求められるものである。なお、最高血圧値Ｐａｓ，
平均血圧値Ｐａｍの計測は前述と同様である。
また、最低血圧値は、更に測定の信頼性を向上させる為
に、血圧波形定数，最高血圧値，平均血圧値から演算に
より求められた値と、血圧脈波形の特徴的変化、例えば
従来のマイクによるコロトコフ音消失点とか、血圧脈波
振幅の最低血圧値付近での変化点、血圧脈波の微分値の
最低血圧値付近での変化点等の方法と併用して、最低血
圧値を判定することも可能である。
に、血圧波形定数，最高血圧値，平均血圧値から演算に
より求められた値と、血圧脈波形の特徴的変化、例えば
従来のマイクによるコロトコフ音消失点とか、血圧脈波
振幅の最低血圧値付近での変化点、血圧脈波の微分値の
最低血圧値付近での変化点等の方法と併用して、最低血
圧値を判定することも可能である。
また、血圧波形定数を容積脈波定数に置換して最低血圧
値を検出する本発明の他の実施例を第１２図に示す。こ
れは容積脈波形を光電式容積脈波形で検出するものであ
り、３１は発光素子駆動回路、３２は発光素子としての
赤外線発光ダイオード、３３は受光素子としてのホトト
ランジスタ、３４は増幅器，フイルタ等からなる受光信
号変換回路である。なお、前実施例と同一符号の説明は
省略している。
値を検出する本発明の他の実施例を第１２図に示す。こ
れは容積脈波形を光電式容積脈波形で検出するものであ
り、３１は発光素子駆動回路、３２は発光素子としての
赤外線発光ダイオード、３３は受光素子としてのホトト
ランジスタ、３４は増幅器，フイルタ等からなる受光信
号変換回路である。なお、前実施例と同一符号の説明は
省略している。
光電式容積脈波形の検出は、発光素子駆動回路３１を通
して赤外線発光ダイオード３２を上腕動脈に光が当たる
ように赤外発光させると、その光線が上腕動脈内のヘモ
グロビン等の赤外線吸収物質によつて影響を受けるので
、その光量変化をホトトランジスタ３３で検出するもの
であり、この時の受光々量が前述の原理説明時に述べた
ように、上腕血管内の血液量に比例する現象を利用する
ものである。
して赤外線発光ダイオード３２を上腕動脈に光が当たる
ように赤外発光させると、その光線が上腕動脈内のヘモ
グロビン等の赤外線吸収物質によつて影響を受けるので
、その光量変化をホトトランジスタ３３で検出するもの
であり、この時の受光々量が前述の原理説明時に述べた
ように、上腕血管内の血液量に比例する現象を利用する
ものである。
この時検出される容積脈波形を用いて、前述の第８図乃
至第１０図と同様の手法で血圧値を求めるもので、容積
脈波形とカフ圧センサ出力から最高血圧値Ｐａｓ，平均
血圧値Ｐａｍを計測し、また第１３図に示すように、一
心拍に対応した容積脈波形から最高振幅値，最低振幅値
を夫々最高値ｖｓ，最低値ｖｄとして計測し、更に一個
の脈波面積値をＳ（ｖ），脈波の繰り返し時間をｔｖと
して計測することにより、一個の脈波の平均値ｖｍは、
ｖｍ＝Ｓ（ｖ）／ｔｖで求められる。
至第１０図と同様の手法で血圧値を求めるもので、容積
脈波形とカフ圧センサ出力から最高血圧値Ｐａｓ，平均
血圧値Ｐａｍを計測し、また第１３図に示すように、一
心拍に対応した容積脈波形から最高振幅値，最低振幅値
を夫々最高値ｖｓ，最低値ｖｄとして計測し、更に一個
の脈波面積値をＳ（ｖ），脈波の繰り返し時間をｔｖと
して計測することにより、一個の脈波の平均値ｖｍは、
ｖｍ＝Ｓ（ｖ）／ｔｖで求められる。
これらの最高値ｖｓ，最低値ｖｄ，平均値ｖｍから容積
波形定数αｖを、 として求める。
波形定数αｖを、 として求める。
なお、数個の容積脈波をサンプリングすることにより容
積波形定数の精度を向上させることができることは前述
と同様である。
積波形定数の精度を向上させることができることは前述
と同様である。
以上求められた最高血圧値Ｐａｓ，平均血圧値Ｐａｍ及
び容積波形定数αｖから最低血圧値Ｐａｄを、として求
める。
び容積波形定数αｖから最低血圧値Ｐａｄを、として求
める。
そして、これらの最高，平均及び最低血圧値を表示器３
０により表示させるものである。
０により表示させるものである。
なお、上記各値の計測，演算は、ＣＰＵ２９により簡単
にできる。
にできる。
また、上述の最高値ｖｓ，最低値ｖｄ，平均値ｖｍ，容
積波形定数αｖ或は最高値ｐａｓ，最低値ｐａｄ，平均
値ｐａｍ，血圧波形定数αｐは、実測値との差に対応し
て、夫々必要に応じ比例係数を乗じて取り扱うようにす
ることもできるものである。
積波形定数αｖ或は最高値ｐａｓ，最低値ｐａｄ，平均
値ｐａｍ，血圧波形定数αｐは、実測値との差に対応し
て、夫々必要に応じ比例係数を乗じて取り扱うようにす
ることもできるものである。
更に、容積脈波検出方式は、本実施例の光電式のほか、
インピーダンス・プレチスモ方式，液体または気体を用
いる容積プレチスモ法を用いても同様に容積波形定数α
ｖが求められる。
インピーダンス・プレチスモ方式，液体または気体を用
いる容積プレチスモ法を用いても同様に容積波形定数α
ｖが求められる。
更にまた、夫々の実施例で血圧測定部位を総て上腕動脈
部としているが、カフ加圧による血圧測定が行える他の
上，下肢、指先等の部位でも本発実施例 以上の如く、本発明の血圧測定装置は各血圧脈波におい
て固有の値を示す血圧波形定数或は容積波形定数を設定
し、最高血圧値と平均血圧値との関係から最低血圧値を
演算するものであつて、直接法による実測値に対し、本
発明の間接法によるモデル血管床での計測値が精度良く
合致することが確認され、頗る有効なものである。
部としているが、カフ加圧による血圧測定が行える他の
上，下肢、指先等の部位でも本発実施例 以上の如く、本発明の血圧測定装置は各血圧脈波におい
て固有の値を示す血圧波形定数或は容積波形定数を設定
し、最高血圧値と平均血圧値との関係から最低血圧値を
演算するものであつて、直接法による実測値に対し、本
発明の間接法によるモデル血管床での計測値が精度良く
合致することが確認され、頗る有効なものである。
第１図は本発明の原理を説明する実験装置の概要図、第
２図は直接法で得た血管内容積変化と本法による間接法
で得た容積変化の相関々係を示した説明図、第３図（ａ
）は直接法で記録した血圧曲線図、同（ｂ）はカフ内圧
曲線図、同（ｃ）は脈波振幅曲線図、第４図（ａ）は直
接法で得た最高血圧と本法による間接法で得た最高血圧
との相関々係を示した説明図、同（ｂ）は直接法で得た
平均血圧と本法による間接法で得た平均血圧との相関々
係を示した説明図、第５図は各トランスミユラル圧ＰＴ
における血圧波形Ｐａと容積波形△Ｖの直線性を示した
説明図、第６図（ａ）は一心拍に対応した血圧波形△ｐ
の説明図、同（ｂ）は一心拍に対応した容積波形△ｖの
説明図、第７図（ａ）は血圧波形定数αｐ及び容積波形
定数αｖの誤差状態を示した説明図、同（ｂ）は最低血
圧値の誤差状態を示した説明図、第８図は本発明の一実
施例を示した説明図、第９図はカフ内圧変化と血圧脈波
の発生状態から最高血圧と平均血圧を計測する関係を示
した説明図、第１０図は血圧脈波の一心拍の波形を拡大
して示した説明図、第１１図及び第１２図は夫々本発明
の他の実施例を示した説明図、第１３図は容積脈波の一
心拍の波形を拡大して示した説明図である。 １‥‥動脈、２‥‥組織、３，２１‥‥カフ、４，３２
‥‥発光ダイオード、５，３３‥‥ホトトランジスタ、
６，９‥‥トランスジユーサ、７，２２‥‥ポンプ、８
‥‥制御装置、１０‥‥電流制御回路、１１‥‥直流増
幅回路、１２‥‥交流増幅回路、１３‥‥演算回路、２
３‥‥カフ圧減圧器、２４‥‥圧力センサ、２５‥‥Ａ
／Ｄ変換器、２６‥‥空気袋、２７‥‥血圧脈波検出セ
ンサ、２８‥‥波形定数演算器、２９‥‥マイクロコン
ピユータ、３０‥‥表示器、３１‥‥発光素子駆動回路
、３４‥‥受光信号変換回路。 特許出願人
２図は直接法で得た血管内容積変化と本法による間接法
で得た容積変化の相関々係を示した説明図、第３図（ａ
）は直接法で記録した血圧曲線図、同（ｂ）はカフ内圧
曲線図、同（ｃ）は脈波振幅曲線図、第４図（ａ）は直
接法で得た最高血圧と本法による間接法で得た最高血圧
との相関々係を示した説明図、同（ｂ）は直接法で得た
平均血圧と本法による間接法で得た平均血圧との相関々
係を示した説明図、第５図は各トランスミユラル圧ＰＴ
における血圧波形Ｐａと容積波形△Ｖの直線性を示した
説明図、第６図（ａ）は一心拍に対応した血圧波形△ｐ
の説明図、同（ｂ）は一心拍に対応した容積波形△ｖの
説明図、第７図（ａ）は血圧波形定数αｐ及び容積波形
定数αｖの誤差状態を示した説明図、同（ｂ）は最低血
圧値の誤差状態を示した説明図、第８図は本発明の一実
施例を示した説明図、第９図はカフ内圧変化と血圧脈波
の発生状態から最高血圧と平均血圧を計測する関係を示
した説明図、第１０図は血圧脈波の一心拍の波形を拡大
して示した説明図、第１１図及び第１２図は夫々本発明
の他の実施例を示した説明図、第１３図は容積脈波の一
心拍の波形を拡大して示した説明図である。 １‥‥動脈、２‥‥組織、３，２１‥‥カフ、４，３２
‥‥発光ダイオード、５，３３‥‥ホトトランジスタ、
６，９‥‥トランスジユーサ、７，２２‥‥ポンプ、８
‥‥制御装置、１０‥‥電流制御回路、１１‥‥直流増
幅回路、１２‥‥交流増幅回路、１３‥‥演算回路、２
３‥‥カフ圧減圧器、２４‥‥圧力センサ、２５‥‥Ａ
／Ｄ変換器、２６‥‥空気袋、２７‥‥血圧脈波検出セ
ンサ、２８‥‥波形定数演算器、２９‥‥マイクロコン
ピユータ、３０‥‥表示器、３１‥‥発光素子駆動回路
、３４‥‥受光信号変換回路。 特許出願人
Claims (4)
- （１）カフにより計測される最高血圧値Ｐａｓ及び平均
血圧値Ｐａｍと、 容積脈波の一心拍に対応した波形における最高値ｖｓ，
最低値ｖｄ，平均値ｖｍから容積波形定数αｖを の関係式により規定し、 最低血圧値Ｐａｄを の関係式により算出する ようにしたことを特徴とする血圧測定装置。 - （２）最高値ｖｓ，最低値ｖｄ，平均値ｖｍ及び容積波
形定数αｖの少くとも一つは、比例係数を乗じたもので
あることを特徴とする特許請求の範囲第一項に記載の血
圧測定装置。 - （３）カフにより計測される最高血圧値Ｐａｓ及び平均
血圧値Ｐａｍと、 血圧脈波の一心拍に対応した波形における最高値ｐａｓ
，最低値ｐａｄ，平均値ｐａｍから血圧波形定数αｐを の関係式により規定し、 最低血圧値Ｐａｄを の関係式により算出する ようにしたことを特徴とする血圧測定装置。 - （４）最高値ｐａｓ，最低値ｐａｄ，平均値ｐａｍ及び
血圧波形定数αｐの少くとも一つは、比例係数を乗じた
ものであることを特徴とする特許請求の範囲第三項に記
載の血圧測定装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58056135A JPS59181129A (ja) | 1983-03-31 | 1983-03-31 | 血圧測定装置 |
| US06/594,353 US4597393A (en) | 1983-03-31 | 1984-03-28 | Arterial pressure measuring apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58056135A JPS59181129A (ja) | 1983-03-31 | 1983-03-31 | 血圧測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59181129A true JPS59181129A (ja) | 1984-10-15 |
| JPH0458973B2 JPH0458973B2 (ja) | 1992-09-21 |
Family
ID=13018627
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58056135A Granted JPS59181129A (ja) | 1983-03-31 | 1983-03-31 | 血圧測定装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4597393A (ja) |
| JP (1) | JPS59181129A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61128939A (ja) * | 1984-11-26 | 1986-06-17 | オムロン株式会社 | 電子血圧計 |
| WO1988004910A1 (en) * | 1986-12-25 | 1988-07-14 | Nippon Colin Co., Ltd. | Blood pressure monitoring system |
| WO2014054788A1 (ja) * | 2012-10-04 | 2014-04-10 | 北海道公立大学法人札幌医科大学 | 指細小動脈拡張能検査方法、指細小動脈拡張能検査装置および指細小動脈拡張能検査プログラム |
Families Citing this family (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3579713D1 (de) * | 1984-03-13 | 1990-10-25 | Omron Tateisi Electronics Co | Blutdruckmessgeraet. |
| JPS62292139A (ja) * | 1986-06-12 | 1987-12-18 | オムロン株式会社 | 電子血圧計 |
| US4726382A (en) * | 1986-09-17 | 1988-02-23 | The Boc Group, Inc. | Inflatable finger cuff |
| US4799491A (en) * | 1986-11-06 | 1989-01-24 | Sri International | Blood pressure monitoring method and apparatus |
| US4821734A (en) * | 1987-04-21 | 1989-04-18 | Nihon Seimitsu Sokki Co., Ltd. | Sphygmomanometer |
| EP0298620A1 (en) * | 1987-07-06 | 1989-01-11 | The BOC Group, Inc. | Blood pressure monitoring methods and apparatus |
| US4889133A (en) * | 1988-05-25 | 1989-12-26 | Protocol Systems, Inc. | Method for noninvasive blood-pressure measurement by evaluation of waveform-specific area data |
| US5140990A (en) * | 1990-09-06 | 1992-08-25 | Spacelabs, Inc. | Method of measuring blood pressure with a photoplethysmograph |
| US5282467A (en) * | 1992-08-13 | 1994-02-01 | Duke University | Non-invasive method for detecting deep venous thrombosis in the human body |
| US6178342B1 (en) * | 1993-09-09 | 2001-01-23 | Vasamedics | Surface perfusion pressure monitoring system |
| US6517495B1 (en) * | 2001-09-10 | 2003-02-11 | Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. | Automatic indirect non-invasive apparatus and method for determining diastolic blood pressure by calibrating an oscillation waveform |
| JP4839179B2 (ja) * | 2006-10-18 | 2011-12-21 | 敏明 中島 | 治療システム、治療装置、制御方法 |
| WO2008071643A1 (en) | 2006-12-11 | 2008-06-19 | Cnsystems Medizintechnik Gmbh | Device for continuous, non-invasive measurement of arterial blood pressure and uses thereof |
| US10413349B2 (en) * | 2011-03-04 | 2019-09-17 | Covidien Lp | System and methods for identifying tissue and vessels |
| AT512304B1 (de) | 2012-05-31 | 2013-07-15 | Cnsystems Medizintechnik Ag | Verfahren und Vorrichtung zur kontinuierlichen, nicht-invasiven Bestimmung des Blutdruckes |
| CN107708534B (zh) * | 2015-04-08 | 2021-04-30 | 尼普洛株式会社 | 血压测量装置 |
| CN113545762B (zh) * | 2020-04-23 | 2023-12-19 | 疆域康健创新医疗科技成都有限公司 | 血压测量方法和血压测量装置 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US2826191A (en) * | 1955-12-30 | 1958-03-11 | Canadian Patents Dev | Measurements of blood pressure |
| US3585987A (en) * | 1967-08-11 | 1971-06-22 | Bofors Ab | Method for automatic continuous measuring and recording of blood pressure and arrangements for executing said method |
| US4030485A (en) * | 1974-11-12 | 1977-06-21 | Glenfield Warner | Method and apparatus for continuously monitoring systolic blood pressure |
| SU876105A1 (ru) * | 1980-02-29 | 1981-10-30 | Войсковая Часть 26266 | Способ определени кров ного давлени |
| JPS57120009U (ja) * | 1981-01-19 | 1982-07-26 | ||
| US4427013A (en) * | 1981-01-29 | 1984-01-24 | C.R. Bard, Inc. | Apparatus and method for measuring blood pressure |
-
1983
- 1983-03-31 JP JP58056135A patent/JPS59181129A/ja active Granted
-
1984
- 1984-03-28 US US06/594,353 patent/US4597393A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61128939A (ja) * | 1984-11-26 | 1986-06-17 | オムロン株式会社 | 電子血圧計 |
| WO1988004910A1 (en) * | 1986-12-25 | 1988-07-14 | Nippon Colin Co., Ltd. | Blood pressure monitoring system |
| WO2014054788A1 (ja) * | 2012-10-04 | 2014-04-10 | 北海道公立大学法人札幌医科大学 | 指細小動脈拡張能検査方法、指細小動脈拡張能検査装置および指細小動脈拡張能検査プログラム |
| JPWO2014054788A1 (ja) * | 2012-10-04 | 2016-08-25 | 北海道公立大学法人 札幌医科大学 | 指細小動脈拡張能検査方法、指細小動脈拡張能検査装置および指細小動脈拡張能検査プログラム |
| US10376161B2 (en) | 2012-10-04 | 2019-08-13 | Sapporo Medical University | Finger arterial dilatability testing method, finger arterial dilatability testing device, and finger arterial dilatability testing program |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4597393A (en) | 1986-07-01 |
| JPH0458973B2 (ja) | 1992-09-21 |
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