JPH0154057B2 - - Google Patents
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- JPH0154057B2 JPH0154057B2 JP61176749A JP17674986A JPH0154057B2 JP H0154057 B2 JPH0154057 B2 JP H0154057B2 JP 61176749 A JP61176749 A JP 61176749A JP 17674986 A JP17674986 A JP 17674986A JP H0154057 B2 JPH0154057 B2 JP H0154057B2
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、血流或は血管に関連する電気信号を
基に末梢血管のコンプライアンスとその抵抗との
積を測定するための血管の時定数特性測定装置に
関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial Application Field] The present invention relates to a blood vessel time constant for measuring the product of peripheral blood vessel compliance and its resistance based on blood flow or blood vessel-related electrical signals. This invention relates to a characteristic measuring device.
従来から、ウインドケツセル理論により動脈系
を弾性モデルとして考え、弾性要素の血液量（そ
の容積に対応する）をＱ、その部分の血圧をＰ、
弾性要素のコンプライアンスをＣとして、dQ＝
CdPなる関係からＣを求める解析が行われ、動脈
硬化の診断等臨床上にも応用されている。
Traditionally, the arterial system has been considered as an elastic model using the Windketsu cell theory, and the blood volume of the elastic element (corresponding to its volume) is Q, the blood pressure of that part is P,
Letting the compliance of the elastic element be C, dQ=
Analysis has been conducted to determine C from the relationship CdP, and it has also been applied clinically, such as in the diagnosis of arteriosclerosis.
さらに、特開昭58−216034により前述の弾性モ
デルを電気回路に置換し、電気信号として検出し
た容積脈波信号を基に動脈血流を血管の弾性要素
に出入する血流と末梢側へ向う血流とに分離し得
る血流測定装置が提案されている。しかしなが
ら、血管特性の解析上重要な意義を有する血管抵
抗に関連するフアクタの測定は、依然不可能であ
つた。 Furthermore, according to Japanese Patent Application Laid-Open No. 58-216034, the above-mentioned elastic model was replaced with an electric circuit, and based on the volume pulse wave signal detected as an electric signal, arterial blood flow was determined as blood flowing in and out of the elastic elements of blood vessels and blood flowing toward the distal side. A blood flow measurement device that can be separated into blood flow and blood flow has been proposed. However, it has remained impossible to measure factors related to vascular resistance, which are of important significance in the analysis of vascular characteristics.
本発明は、これらの点に鑑みて末梢血管抵抗と
そのコンプライアンスとの積に対応した時定数特
性を電気的に測定する末梢血管の時定数特性測定
装置を提供することを目的とする。 In view of these points, it is an object of the present invention to provide a peripheral blood vessel time constant characteristic measuring device that electrically measures a time constant characteristic corresponding to the product of peripheral blood vessel resistance and its compliance.
第６図に示すように、動脈系は静電容量及び電
気抵抗より形成される電気回路に置換して考える
ことができ、またこのような回路における電気イ
ンピーダンス変化Ｚが、
Ｚ＝kV ……(1)
で与えられていることも確認されている（ｋ：比
例定数、Ｖ：血管容積）。血管容積の時間ｔに対
する微分値は、測定領域への流入血流Ｆ及びより
末梢領域からの流出血流F1間の差により次ぎの
ように与えられる。
As shown in Figure 6, the arterial system can be considered as an electric circuit formed by capacitance and electric resistance, and the electric impedance change Z in such a circuit is Z=kV...( 1) It has also been confirmed that it is given by (k: constant of proportionality, V: vascular volume). The differential value of the blood vessel volume with respect to time t is given by the difference between the inflow blood flow F into the measurement region and the outflow blood flow F 1 from the more peripheral region as follows.
dV／dt＝Ｆ−F1 ……(2)
一方、血管のコンプライアンスＣは次ぎの式で
定義される。 dV/dt=F−F 1 (2) On the other hand, the compliance C of the blood vessel is defined by the following equation.
Ｃ＝dV／dP ……(3)
血圧Ｐ＝０〜Ｐに対してＣが一定であると仮定
すると、式(3)より次ぎのようになる。 C=dV/dP (3) Assuming that C is constant for blood pressure P=0 to P, the following equation is obtained from equation (3).
dV＝CdP ……(4)
この式を積分することにより、次ぎのようにな
る。 dV=CdP...(4) By integrating this equation, we get the following.
dV＝C∫dP ……(5) したがつて、次ぎの式が得られる。 dV＝C∫dP……(5) Therefore, the following equation is obtained.
Ｖ＝CP＋Ｋ ……(6)
ここで、Ｋは積分定数であり、周知のように、
動脈血管は血圧Ｐ＝Ｏのときには弾性により血管
容積Ｖ＝０なのでＫ＝０となり、したがつて次ぎ
のようになる。 V=CP+K...(6) Here, K is an integral constant, and as is well known,
When the blood pressure of the arterial blood vessel is P=O, the volume of the arterial blood vessel is V=0 due to elasticity, so K=0, and therefore, as follows.
Ｖ＝CP ……(7)
測定領域からより末梢領域への流出血流F1は、
次ぎのように与えられる。 V=CP...(7) The outflow blood flow F1 from the measurement area to the more peripheral area is
It is given as follows.
F1＝Ｐ−Pp／Ｒ ……(8)
ここで、Pp：末梢血圧、Ｒ：末梢抵抗
Ppは静脈圧力に近似し、かつＰに比べて十分
小さいのでPpは無視でき、したがつて、F1は次
ぎのようになる。 F 1 = P - Pp / R ... (8) Here, Pp: peripheral blood pressure, R: peripheral resistance Pp approximates venous pressure and is sufficiently small compared to P, so Pp can be ignored, and therefore, F 1 becomes as follows.
F1＝Ｐ／Ｒ ……(9) 式(7)及び(9)により F1＝Ｖ／CR ……(10) となり、式(2)及び(10)から次ぎのようになる。 F 1 =P/R (9) From equations (7) and (9), F 1 =V/CR (10), and from equations (2) and (10), the following is obtained.
F1＝dV／dt＋Ｖ／Ｒ ……(11)
α＝１／ｋ及びβ＝１／kCRに設定すると、
式(1)及び(11)より、次ぎのようになる。 F 1 = dV/dt+V/R ...(11) When α=1/k and β=1/kCR are set,
From equations (1) and (11), we get the following.
Ｆ＝αdZ／dt＋βZ ……(12)
CR＝α／β ……（13）
実際の測定では、Ｆ及びＺは、心拍周期Ｔの時
間ｔに対する周期関数Ｆ（ｔ）、Ｚ（ｔ）として得
られ、したがつてこれらは次ぎのように与えられ
る。 F=αdZ/dt+βZ...(12) CR=α/β...(13) In actual measurements, F and Z are obtained as periodic functions F(t) and Z(t) with respect to time t of heartbeat cycle T. Therefore, these are given as follows.
Ｆ（ｔ）＝f0＋ｆ（ｔ） ……（14）
Ｚ（ｔ）＝z0＋ｚ（ｔ） ……（15）
ここで、f0及びz0は、Ｆ（ｔ）及びＺ（ｔ）のそ
れぞれ平均値であり、次ぎのようになる。 F(t)=f 0 +f(t) ...(14) Z(t)=z 0 +z(t) ...(15) Here, f 0 and z 0 are F(t) and Z(t ) are the average values of each of them, and are as follows.
f0＝１／Ｔ∫T 0Ｆ（ｔ）dt ……（16） z0＝１／Ｔ∫T 0Ｚ（ｔ）dt ……（17） そこで、式(12)をｔの関数として書直すと Ｆ（ｔ）＝αdZ（ｔ）／dt＋βZ（ｔ） ……（18） となり、したがつて次ぎの式が得られる。 f 0 =1/T∫ T 0 F(t)dt ...(16) z 0 =1/T∫ T 0 Z(t)dt ...(17) Therefore, equation (12) can be written as a function of t. Correcting this, we get F(t)=αdZ(t)/dt+βZ(t)...(18), so the following equation is obtained.
１／Ｔ∫T 0Ｆ（ｔ）dt＝α／Ｔ∫T 0dZ（ｔ）／dtdt
＋β／Ｔ∫T 0Ｚ（ｔ）dt ……（19）
Ｚ（０）＝Ｚ（Ｔ）とすることができるので、こ
の式の右辺第１項は０であり、したがつて、f0＝
βz0が得られる。そこで、式（14）、（15）及び
（19）から次ぎの式が得られる。1/T∫ T 0 F(t)dt=α/T∫ T 0 dZ(t)/dtdt +β/T∫ T 0 Z(t)dt ……(19) Z(0)=Z(T) Therefore, the first term on the right side of this equation is 0, and therefore f 0 =
βz 0 is obtained. Therefore, the following equation can be obtained from equations (14), (15), and (19).
ｆ（ｔ）＝αdz（ｔ）／dt＋βz（ｔ） ……（20）
この式は、第７図に示すようにラツトの中心尾
動脈の部位について電磁型の血流計により検出し
たｆ（ｔ）のｐ−ｐ値と、式（18）の右辺を基に
電気インピーダンス測定器により検出した信号か
ら演算したｐ−ｐ値には、広いレベル範囲で確実
に相関性が存在することが確認されている。そこ
で、さらに式（20）においてdz（ｔ）／dtを
z′（ｔ）と書直すと、ｔ＝t1及びｔ＝t2において次
ぎのようになる。 f(t)=αdz(t)/dt+βz(t)...(20) This equation is expressed as f(t) detected by an electromagnetic blood flow meter at the central caudal artery of the rat, as shown in Figure 7. ) and the p-p value calculated from the signal detected by the electrical impedance measuring device based on the right side of equation (18), it has been confirmed that there is a reliable correlation over a wide level range. ing. Therefore, in equation (20), dz(t)/dt is further
If rewritten as z'(t), it becomes as follows at t=t 1 and t=t 2 .
ｆ（t1）＝αz′（t1）＋βz（t1） ……（21）
ｆ（t2）＝αz′（t2）＋βz（t2） ……（22）
これにより、クラメル公式を基に次ぎのように
なる。 f (t 1 ) = αz′ (t 1 ) + βz (t 1 ) ... (21) f (t 2 ) = αz′ (t 2 ) + βz (t 2 ) ... (22) This allows the Cramer formula to be Based on the following:
α＝１／Δ｜ｆ（t1）
ｚ（t1） ｆ（t2）
ｚ（t2）｜ ……（23）
β＝１／Δ｜z′（t1）
ｆ（t1） z′（t2）
ｆ（t2）｜ ……（24）
ここで、
Δ＝｜z′（t1）
ｚ（t1） z′（t2）
ｚ（t2）｜ ……（25）
それ故、時定数はCR＝α／βとして次ぎの演
算により得られる。 α=1/Δ｜f(t 1 ) z(t 1 ) f(t 2 ) z(t 2 )｜ …(23) β=1/Δ｜z′(t 1 ) f(t 1 ) z ′(t 2 ) f(t 2 ) | ...(24) Here, Δ=|z′(t 1 ) z(t 1 ) z′(t 2 ) z(t 2 ) | ...(25) Therefore, the time constant can be obtained by the following calculation as CR=α/β.
CR＝ｆ（t1）ｚ（t2）−ｆ（t2）ｚ（t1）／ｆ（t2）
z′（t1）−ｆ（t1）z′（t2）……（26）
そこで、本発明の末梢血管の時定数特性測定装
置は、式（26）を基にCRを測定するために、第
１図に示すように、末梢血管近辺から末梢側へ心
拍に応じて流れる血流の変化を血流変化分信号ｆ
（ｔ）として検出する血流変化分信号検出手段１
と、その測定部位における心拍による容積変化を
インピーダンス変化分信号ｚ（ｔ）として検出す
るインピーダンス変化分信号検出手段２と、ｚ
（ｔ）を微分して微分信号z′（ｔ）を発生させる微
分手段３と、これらの信号をサンプリングすべき
心拍周期内の任意の２個所の時点t1、t2を設定す
る測定時点設定手段４と、式（26）に基ずく演算
を行う時定数算出手段５とより構成されている。 CR=f( t1 )z( t2 )-f( t2 )z( t1 )/f( t2 )
z′(t 1 )−f(t 1 )z′(t 2 )……(26) Therefore, the device for measuring time constant characteristics of peripheral blood vessels of the present invention is designed to measure CR based on equation (26). As shown in FIG.
Blood flow change signal detection means 1 for detecting as (t)
, an impedance change signal detection means 2 for detecting a volume change due to heartbeat at the measurement site as an impedance change signal z(t), and z
(t) and generates a differential signal z'(t); and measurement time point setting for setting arbitrary two points t 1 and t 2 within the heartbeat cycle at which these signals are to be sampled. It is comprised of means 4 and time constant calculation means 5 which performs calculations based on equation (26).
血流変化分信号検出手段１は測定部位のｆ（ｔ）
を検出し、インピーダンス変化分信号検出手段２
はそのｚ（ｔ）を検出する。微分手段３は、検出
されたｚ（ｔ）を微分してz′（ｔ）を発生させる。
測定時点設定手段４は、ｆ（ｔ）、ｚ（ｔ）、z′（ｔ
）
或は別途の心拍信号を基に心拍周期内の任意の２
個所の時点t1、t2を設定する。時定数算出手段５
は、時点t1の血流変化分信号ｆ（t1）、インピーダ
ンス変化分信号ｚ（t1）及び微分インピーダンス
変化分信号z′（t1）並びに時点t2の血流変化分信号
ｆ（t2）、インピーダンス変化分信号ｚ（t2）及び
微分インピーダンス変化分信号z′（t2）の測定値
を取込んで、式（26）に従い時定数を算出する。
The blood flow change signal detection means 1 detects f(t) of the measurement site.
and impedance change signal detection means 2
detects its z(t). The differentiating means 3 differentiates the detected z(t) to generate z'(t).
The measurement time point setting means 4 sets f(t), z(t), z'(t
)
Or any two within the heartbeat cycle based on a separate heartbeat signal.
Set time points t 1 and t 2 . Time constant calculation means 5
are the blood flow change signal f( t1 ) at time t1, the impedance change signal z( t1 ), the differential impedance change signal z'(t1), and the blood flow change signal f( t1 ) at time t2 . t2 ), the impedance change signal z( t2 ), and the differential impedance change signal z'( t2 ), and calculate the time constant according to equation (26).
第２図は本発明の一実施例を示すもので、とう
骨動脈部分の血流を検出する超音波血流計１１
と、その動脈容積の変化をインピーダンスとして
検出するインピーダンス脈波計１２と、それぞれ
の検出値をデイジタル化するＡ／Ｄコンバータ１
３，１４と、これらのデイジタル信号を取込んで
演算処理を行うマイクロコンピユータ１５と、こ
の演算処理を行う波形をモニタするブラウン管装
置１６と、この処理波形及び算出されたCR値を
プリントアウトするプリンタ１７と、CR値を表
示する数値表示器１８とより構成されている。
FIG. 2 shows an embodiment of the present invention, in which an ultrasonic blood flow meter 11 detects blood flow in the radial artery.
, an impedance sphygmograph 12 that detects changes in arterial volume as impedance, and an A/D converter 1 that digitizes each detected value.
3 and 14, a microcomputer 15 that takes in these digital signals and performs arithmetic processing, a cathode ray tube device 16 that monitors the waveforms that perform this arithmetic processing, and a printer that prints out the processed waveforms and calculated CR values. 17, and a numerical display 18 for displaying the CR value.
マイクロコンピユータ１５は、RAM、ROM、
CPU等を内蔵することにより、第３図に示すよ
うな回路機能を果すようにプログラムされてい
る。即ち、１５１は少なくとも一心拍周期分の血
流信号Ｆ（ｔ）及びインピーダンス信号Ｚ（ｔ）の
50点程度のサンプリング値を記憶してこれらの信
号処理用に出力する記憶手段、１５２は何れか一
方の信号、例えばＦ（ｔ）を基に心拍周期Ｔを検
出する心拍周期検出手段、１５３は測定すべき一
周期分の血流平均値成分f0を算出する血流平均値
算出手段、１５４は一周期分のインピーダンス平
均値成分z0を算出するインピーダンス平均値成分
算出手段、１５５は所属周期の血流信号Ｆ（ｔ）
から血流平均値成分f0を減算することにより血流
変化分信号ｆ（ｔ）を発生させる減算手段、１５
６は所属周期のインピーダンス信号Ｚ（ｔ）から
インピーダンス平均値成分z0を減算することによ
りインピーダンス変化分信号ｚ（ｔ）を発生させ
る減算手段、１５７はこの減算手段の出力信号を
微分して微分インピーダンス変化分信号z′（ｔ）
を出力する微分手段、１５８は減算手段１５５の
出力信号の所属周期における最初の零点を検出す
ることにより測定時点t1をそして、減算手段１５
６の出力信号の２番目の零点を検出することによ
り測定時点t2を設定する零点検出手段、１５９は
これらの時点における信号値により式（26）を基
に時定数を算出する時定数算出手段である。これ
らの各部１５１，１５３，１５５で第１図の血流
変化分信号検出手段１を、各部１５１，１５４，
１５６でインピーダンス変化分信号検出手段２
を、各部１５１，１５２，１５８で測定時点設定
手段４を構成している。 The microcomputer 15 has RAM, ROM,
By incorporating a CPU, etc., it is programmed to perform the circuit functions shown in Figure 3. That is, 151 represents the blood flow signal F(t) and impedance signal Z(t) for at least one heartbeat cycle.
152 is a storage means for storing sampling values of about 50 points and outputting them for signal processing; 152 is a heartbeat cycle detection means for detecting a heartbeat cycle T based on one of the signals, for example F(t); 153 is a heartbeat cycle detection means Blood flow average value calculation means for calculating the blood flow average value component f 0 for one cycle to be measured; 154 is an impedance average value component calculation means for calculating the impedance average value component z 0 for one cycle; 155 is the assigned cycle blood flow signal F(t)
subtracting means for generating a blood flow change signal f(t) by subtracting the blood flow average value component f 0 from 15;
6 is a subtraction means for generating an impedance change signal z(t) by subtracting the impedance average value component z 0 from the impedance signal Z(t) of the period to which it belongs, and 157 is a subtraction means for differentiating the output signal of this subtraction means. Impedance change signal z′(t)
The differentiating means 158 outputs the measurement time t 1 by detecting the first zero point in the period to which the output signal of the subtracting means 155 belongs;
Zero point detection means 159 sets the measurement time point t2 by detecting the second zero point of the output signal of No. 6, and time constant calculation means 159 calculates the time constant based on equation (26) from the signal values at these times. It is. These parts 151, 153, 155 constitute the blood flow change signal detection means 1 shown in FIG.
At 156, impedance change signal detection means 2
Each section 151, 152, 158 constitutes the measurement time point setting means 4.
測定に際しては、外部からの指令信号を基に或
いは間欠的にマイクロコンピユータ１５はＡ／Ｄ
コンバータ１３，１４から一周期分以上のサンプ
リングデータＦ（ｔ）及びＺ（ｔ）を取込む。以
下、そのCPUが第３図に示す回路機能の処理動
作を行なう。即ち、第４図に示すように、周期Ｔ
におけるｆ（ｔ）の最初の零時点をt1そしてｚ
（ｔ）の最初の零時点をt2とし、これらの時点に
おけるサンプリングデータｆ（t1）、ｆ（t2）、ｚ
（t1）、ｚ（t2）、z′（t1）、z′（t2）を基に時定数
CRを
算出する。測定すべき第４図に示す波形は、ブラ
ウン管装置１８でモニタされ、プリンタ１７に記
録される。また、CRの値は数値表示器１８に表
示されると共に、プリンタ１７に記録される。 During measurement, the microcomputer 15 controls the A/D based on external command signals or intermittently.
Sampling data F(t) and Z(t) for one period or more are taken in from converters 13 and 14. Thereafter, the CPU performs processing operations of the circuit functions shown in FIG. That is, as shown in FIG.
Let the first zero time of f(t) in t 1 and z
Let the first zero time point of (t) be t 2 , and the sampling data at these times f(t 1 ), f(t 2 ), z
(t 1 ), z(t 2 ), z′(t 1 ), z′(t 2 )
Calculate CR. The waveform to be measured shown in FIG. 4 is monitored by the cathode ray tube device 18 and recorded on the printer 17. Further, the value of CR is displayed on the numerical display 18 and recorded on the printer 17.
尚、この実施例において、t1、t2の値はその外
種々に設定可能であり、例えばt1及びt2をｚ（ｔ）
＝０及びz′（ｔ）＝０にそれぞれ設定すると、式
（26）は次ぎのように簡単な演算式となる。 In addition, in this example, the values of t 1 and t 2 can be set in various other ways. For example, t 1 and t 2 can be set to z(t)
=0 and z'(t)=0, equation (26) becomes a simple arithmetic expression as follows.
CR＝ｆ（t1）ｚ（t2）／ｆ（t2）z′（t1）＝ｆ（t1
）／z′（t1）／ｆ（t2）／ｚ（t2）
……（27）
第５図は別の実施例を示すもので、血流信号Ｆ
（ｔ）及びインピーダンス信号Ｚ（ｔ）がコンデン
サ２１，２２で直流分を分離されることにより、
血流変化分信号ｆ（ｔ）及びインピーダンス変化
分信号ｚ（ｔ）が発生される。２３は、血流信号
Ｆ（ｔ）を基に心拍の開始及び終了時点を検出す
る心拍周期検出回路である。２４は、血流信号Ｆ
（ｔ）のピーク値を検出することにより第１の測
定時点t1を規定するピーク検出回路である。２５
は、この時点t1を所定時間Δtだけ遅延させること
により次ぎの測定時点t2を規定する遅延回路であ
る。２６は、インピーダンス変化分信号ｚ（ｔ）
をコンデンサ及び抵抗回路により微分する微分回
路である。２７〜２９は、測定時点t1、t2におけ
るｆ（ｔ）、ｚ（ｔ）、z′（ｔ）信号のサンプリング
回路、３１〜３３はそれぞれのサンプリング値を
デイジタル化するＡ／Ｄコンバータである。３４
は、これらのサンプリングデータｆ（t1）、ｆ
（t2）、ｚ（t1）、ｚ（t2）、z′（t1）、z′（t2）を
基に式
（26）に基く演算を行うCPU利用の時定数算出手
段である。これにより、手動操作により或は自動
的に周期信号が発生されると、その周期内の血流
信号Ｆ（ｔ）のピーク値を基準にした測定時点に
おけるサンプリング値を基にCRが算出される。 CR=f(t 1 )z(t 2 )/f(t 2 )z′(t 1 )=f(t 1
)/z'(t 1 )/f(t 2 )/z(t 2 )...(27) FIG. 5 shows another example in which the blood flow signal F
(t) and impedance signal Z(t), the DC component is separated by capacitors 21 and 22, so that
A blood flow change signal f(t) and an impedance change signal z(t) are generated. 23 is a heartbeat cycle detection circuit that detects the start and end points of a heartbeat based on the blood flow signal F(t). 24 is a blood flow signal F
(t) is a peak detection circuit that defines the first measurement time t 1 by detecting the peak value of (t). 25
is a delay circuit that defines the next measurement time t 2 by delaying this time t 1 by a predetermined time Δt. 26 is the impedance change signal z(t)
This is a differentiating circuit that differentiates the value using a capacitor and a resistor circuit. 27 to 29 are sampling circuits for the f(t), z(t), and z'(t) signals at measurement time points t 1 and t 2 ; 31 to 33 are A/D converters for digitizing the respective sampling values; be. 34
are these sampling data f(t 1 ), f
(t 2 ), z (t 1 ), z (t 2 ), z' (t 1 ), z' (t 2 ), and is a CPU-based time constant calculation method that performs calculations based on equation (26). be. As a result, when a periodic signal is generated manually or automatically, CR is calculated based on the sampled value at the time of measurement with reference to the peak value of the blood flow signal F(t) within that period. .
以上、本発明によれば末梢血管近辺の血流信号
及び血管の容積変化を電気的に検出することによ
り、自動的により末梢側の末梢血管のコンプライ
アンスと血管抵抗との積に対応する値が自動的に
測定できるようになる。したがつて、本発明は動
脈硬化、脳血栓の予防等の臨床上の意義が大きい
と云える。
As described above, according to the present invention, by electrically detecting blood flow signals near peripheral blood vessels and volume changes in blood vessels, a value corresponding to the product of compliance and vascular resistance of peripheral blood vessels on the peripheral side is automatically determined. be able to measure it accurately. Therefore, it can be said that the present invention has great clinical significance in preventing arteriosclerosis and cerebral thrombosis.
第１図は本発明による血管の時定数特性測定装
置の回路構成を示す図、第２図は本発明の実施例
による時定数測定回路の構成を示す図、第３図は
そのマイクロコンピユータの動作を説明する機能
ブロツク図、第４図はその動作波形を示す図、第
５図は別の実施例による時定数測定回路の構成を
示す図、第６図はウインドケツセルの電気回路の
モデルを説明する図及び第７図は本発明の成立性
を確認するための実験データを示す図である。
FIG. 1 is a diagram showing the circuit configuration of a blood vessel time constant characteristic measuring device according to the present invention, FIG. 2 is a diagram showing the configuration of a time constant measuring circuit according to an embodiment of the present invention, and FIG. 3 is an operation of the microcomputer. 4 is a diagram showing its operating waveforms, FIG. 5 is a diagram showing the configuration of a time constant measuring circuit according to another embodiment, and FIG. 6 is a model of the electric circuit of the wind cell. The explanatory diagram and FIG. 7 are diagrams showing experimental data for confirming the feasibility of the present invention.
Claims (1)
応じて流れる血流の変化を電気信号ｆ（ｔ）とし
て検出する血流変化分信号検出手段と、前記測定
部位における前記心拍による容積変化を電気イン
ピーダンスｚ（ｔ）として検出するインピーダン
ス変化分信号検出手段と、検出されたこのインピ
ーダンス変化分信号の微分信号z′（ｔ）を発生さ
せる微分手段と、前記心拍周期内の任意の２個所
の時点t1、t2を設定する測定時点設定手段と、時
点t1の血流変化分信号ｆ（t1）、インピーダンス変
化分信号ｚ（t1）及び微分インピーダンス変化分
信号z′（t1）並びに時点t2の血流変化分信号ｆ
（t2）、インピーダンス変化分信号ｚ（t2）及び微
分インピーダンス変化分信号z′（t2）を基に CR＝ｆ（t1）ｚ（t2）−ｆ（t2）ｚ（t1）／ｆ（t2）
z′（t1）−ｆ（t1）z′（t2） （Ｃ：末梢血管のコンプライアンス、Ｒ：末梢血
管抵抗）を演算する時定数算出手段とを備えてな
る末梢血管の時定数特性測定装置。[Scope of Claims] 1. Blood flow change signal detection means for detecting a change in blood flow flowing from a measurement site near a peripheral blood vessel to a peripheral side in response to a heartbeat as an electrical signal f(t); impedance change signal detection means for detecting a volume change due to heartbeat as electrical impedance z(t); differentiating means for generating a differential signal z'(t) of the detected impedance change signal; Measurement time point setting means for setting arbitrary two time points t 1 and t 2 ; blood flow change signal f ( t 1 ) , impedance change signal z (t 1 ) and differential impedance change signal at time t 1; z′(t 1 ) and blood flow change signal f at time t 2
(t 2 ), impedance change signal z (t 2 ) and differential impedance change signal z' (t 2 ), CR=f(t 1 )z(t 2 )−f(t 2 )z(t 1 )/f( t2 )
time constant calculation means for calculating z'( t1 )-f( t1 )z'( t2 ) (C: peripheral blood vessel compliance, R: peripheral blood vessel resistance); measuring device.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61176749A JPS6335238A (en) | 1986-07-29 | 1986-07-29 | Apparatus for meauring time constant characteristic of terminal blood vessel |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61176749A JPS6335238A (en) | 1986-07-29 | 1986-07-29 | Apparatus for meauring time constant characteristic of terminal blood vessel |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6335238A JPS6335238A (en) | 1988-02-15 |
| JPH0154057B2 true JPH0154057B2 (en) | 1989-11-16 |
Family
ID=16019136
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61176749A Granted JPS6335238A (en) | 1986-07-29 | 1986-07-29 | Apparatus for meauring time constant characteristic of terminal blood vessel |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6335238A (en) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| ATE199820T1 (en) * | 1991-06-12 | 2001-04-15 | Univ Florida Atlantic | DETECTION OF ATHEROSCLEROSIS IN HUMAN BEINGS |
| DE19814371A1 (en) * | 1998-03-31 | 1999-10-14 | Pulsion Verwaltungs Gmbh & Co | Method for in-vivo determination of the compliance function and the systemic blood flow of a living being and device for carrying out the method |
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| US20100241013A1 (en) * | 2009-03-18 | 2010-09-23 | Edwards Lifesciences Corporation | Direct Measurements of Arterial Pressure Decoupling |
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-
1986
- 1986-07-29 JP JP61176749A patent/JPS6335238A/en active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6335238A (en) | 1988-02-15 |
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