JPH021225A

JPH021225A - 血圧モニタ用押圧力制御装置

Info

Publication number: JPH021225A
Application number: JP1040944A
Authority: JP
Inventors: Jieroomu Uenzeru Denisu; デニス・ジェローム・ウェンゼル; Kaaru Uintaa Deiin; ディーン・カール・ウィンター; Sukotsuto Haniieejiyaa Kebuin; ケヴィン・スコット・ハニーエージャー
Original assignee: KOORIN DENSHI KK; Colin Electronics Co Ltd
Current assignee: KOORIN DENSHI KK; Colin Electronics Co Ltd
Priority date: 1988-02-25
Filing date: 1989-02-21
Publication date: 1990-01-05
Anticipated expiration: 2012-10-22
Also published as: US4836213A; JP2664979B2

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】産業上の利用分野本発明は、連続的に血圧を測定する非観血式の血圧モニ
タ方法において、生体の動脈上に固定されたトランスジ
ューサの動脈に対する押圧力を最適に維持することによ
り、その動脈内の血圧を正確に測定し得る押圧力制御方
法に関するものである。

従来の技術近年、生体の血圧を連続的に測定し且つ監視する型式の
血圧モニタ方法の発達について、大きな関心が集まって
いる。血圧モニタの技術分野で有望なものにおいては、
シリコンチップに設けられた小さな感圧素子の列を含む
動脈圧力計（トノメータ）が用いられている。このよう
な感圧素子列を用いた方式は、米国特許筒３，１２３，
０６８号（Ｒ，Ｐ。

ビグリアノ）、第３，２１９，０３５号（Ｇ、Ｌ、プレ
スマン。

Ｐ、門、ニューガード　ジョン、Ｊ、アイグ）、第３，
８８０、１４５号（Ｅ、Ｆ、ブリック）、第４，２６９
．１９３号（エラカール）、第４，４２３，７３８号（
Ｐ、門、ニューガード）、および、「動脈血圧の連続的
な非観血式測定用のトランスジューサ」の第７３頁乃至
第８１頁（Ｇ　、　Ｌ　、プレスマン、　Ｐ、Ｍ、ニュ
ーガード著：　ＩＥＥＥ　（電気電子学会）送信機、生
物医学、電子工学部門１９６３年４月発行）に記載され
ている。

血圧モニタに際しての圧力測定においては、従来から、
皮膚近傍の動脈上に位置決めされた感圧素子列を含むト
ランスジューサに対して、その動脈を閉塞させない程度
に動脈壁を平たくし得る押圧力を付与することが行われ
ている。個々の感圧素子は、血圧が測定される動脈の管
腔よりも少なくとも一方向において寸法が小さくされて
いるとともに、トランスジューサ自体は、個々の感圧素
子のうちの一つ以上が少なくともその動脈の一部分の直
上に位置するように配置される。血圧モニタに際しては
、各感圧素子のうちの一つからの出力信号が選択されて
利用される。このとき、動脈の略中央部上に位置する感
圧素子からの出力信号を選択すれば、動脈内の血圧が正
確に測定されるのである。これに対して、動脈上の中央
部以外に位置する他の感圧素子からの出力信号によって
は、通常、中央部からの出力信号と比較して正確な血圧
測定が得られない。これは、中央部上以外の感圧素子に
よっては、最高血圧値および最低血圧値が決定される際
に用いられる残留偏差が正確に測定されないためである
。従来の方法および装置では、最大の振幅を存する出力
信号を出力する感圧素子が選択されたり、また、脈波振
幅の上ピーク値および下ピーク値に対応する最低または
最高血圧値を結ぶ曲線」二の極小点を有し、一つの血管
の直径以下の寸法であって最大振幅の波形を発生させる
感圧素子が選択されていた。

発明が解決しようとする課題上述のように選択された感圧素子、すなわち動脈中央部
上に位置する感圧素子によって検出される圧力は、生体
の皮膚に対するトランスジューサの押圧力に対応して変
化するものである。ここで、生体の動脈に対する押圧力
を比較的広い範囲とした場合でも、ある程度正確な血圧
測定が得られるのであるが、その広い範囲内において最
も正確に血圧を測定し得る、所謂最適押圧力があること
がわかっている。この最適押圧力は、血圧測定の対象と
なる個々の生体毎に変化するものである。従来の方法に
おいては、最適押圧力が決定されない場合が多く、血圧
測定の精度が充分に得られないという問題があった。

課題を解決するための手段以上のような従来の課題を解決するため、本発明には、
生体の動脈内の血圧を表す電気的な脈波形を検出する複
数の感圧素子から成るトランスジューサアレイが設けら
れている。本発明においては、それら感圧素子の中から
、動脈の中央部上に位置すると判定された感圧素子が採
用され、その感圧素子にて検出される脈波に基づいて、
最低血圧値および脈波振幅が決定且つ記憶される。そし
て、決定された最低血圧値および脈波振幅に関連して、
動脈が充分に平たくされていない状態での押圧力とその
動脈が閉塞された状態での押圧力との間の範囲内で、動
脈に対する押圧力が決定されるのである。動脈を順次押
圧する過程で得られた最低血圧値（すなわち脈波形の下
ピーク値）のデータ群および脈波振幅のデータ群は、第
１多項式および第２多項式により表され、これら第１ま
たは第２多項式に基づいて、前記最適押圧力が決定され
るのである。すなわち、脈波形の下ピーク値と動脈に対
する押圧力との関係に対応する第１多項式において、そ
の傾きが最小となる点における押圧力が、最適押圧力と
して決定される。また、第２多項式の傾きが零となる点
を検出することによっても、脈波振幅に基づいて最適押
圧力が決定される。後述する本発明の一実施例において
は、第１および第２多項式が組み合わされて一つの多項
式として用いられている。

実施例以下に、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。

第１図には、血圧モニタ用のトランスジューサ１０が生
体の手首において撓骨動脈上に装着された状態が示され
ている。トランスジューサｌＯは、通常の腕時計と同様
にして、ハンド１２が生体の一部に巻回されることによ
り固定されている。トランスジューサ１０に接続されて
いる配管１４には、トランスジューサ１０において送受
信される電気信号を搬送するための電線が含まれている
。

また、配管１４には、トランスジューサ１０内の圧力室
４０に対して圧縮気体を供給する空気配管も含まれてお
り、その圧力室４０に圧縮気体が供給されることにより
、後述の圧力センサ２０が生体の表皮に押圧されるよう
になっている。

トランスジューサ１０において血圧が正確に測定される
ためには、トランスジューサ１０下の動脈が局部的に平
たく押圧されることが必要である。

特に、動脈壁内において発生する前記圧力センサ２０の
底面に対して垂直な圧力が微小となるように、動脈が平
面によって押圧されて平たくされるようにすることが重
要である。このとき、血圧が測定される動脈としては、
比較的表皮に接近して位置するとともに生体内部の骨の
上に位置するために、押圧力が付与されることにより平
たくされ得るようなものが望ましい。

第２図は、血圧モニタに際して実行される押圧作動にお
いて働く物理的要素をそれぞれ機械的要素に置き換えて
表す断面図である。なお、トランスジューサ１０は、前
記米国特許第４，２６９，１９３号（Ｊ、Ｓ、エラカー
ル）に記載されているものと同様に構成されている。ト
ランスジューサアレイ２２を構成する各感圧素子２２Ａ
、２２Ｂ、　　・・・・２２Ｊは、それらのうちの一つ
以上が動脈２４の直上部に位置するように、動脈２４上
に配置されている。各怒圧素子２２Ａ乃至２２Ｊの寸法
は、動脈２４の直径よりもそれぞれ小さくされているこ
とから、感圧素子２２Ａ乃至２２Ｊのうちの複数が動脈
２４直上部に位置し得るのである。生体の表皮２６およ
び動脈２４は、トランスジューサアレイ２２に対して供
給される押圧力によって押圧される。動脈２４の中央部
に位置する感圧素子からは、血圧モニタにおいて用いら
れる圧力信号、すなわち動脈２４内に発生する圧力振動
波（脈波）を表す信号が出力される。動脈中央部に位置
する感圧素子を選択する方法については、前記米国特許
第４，２６９，１９３号に記載されている。また、感圧
素子の選択に関してさらｔこ改良を加えたものとしては
、本発明と同日に出願された特許出願（名称「血圧モニ
タ装置：　Ａｃｔｉｖｅ　Ｅｌｅｍｅｎｔ　５ｅｌｅｃ
ｔｉｏｎ　ｆｏｒ　　Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ　　Ｂｌｏ
ｏｄ　　Ｐｒｅｓｓｕｒｅ　　Ｍｏｎ１　むｏｒ　　Ｔ
ｒａｎｓｄｕｃｅｒ　Ｊ　）に記載されている。なお、
たとえば感圧素子２２Ｅが動脈２４の中央部にあると決
定された場合には、残りの感圧素子２２Ａ乃至２２Ｄお
よび２２Ｆ乃至２２Ｊは表皮２６および動脈２４を押圧
するための押圧面として機能するのである。

たとえば撓骨動脈などの動脈２４は、第２図に示すよう
に、骨２８により支持されている。動脈２４の動脈壁は
、張力は伝達するが曲げモーメントは伝達しない薄膜で
ある。この動脈壁は、トランスジューサアレイ２２の押
圧力に対応して変形するとともに、血圧測定期間中は、
骨２８上において支持された状態となる。図に示すよう
に、トランスジューサ１０内の前記圧力室４ｏ内に圧縮
気体が供給されると、トランスジューサ１ｏおよびハン
ト川２によって、適当な押圧力が動脈２４に対して付与
されるとともに、感圧素子２２Ａ乃至２２Ｊが動脈２４
上にて位置固定とされることにより、動脈２４内の圧力
変動がトランスジューサアレイ２２のうらの動脈２４上
に対応する感圧素子によって検出されるのである。各感
圧素子２２Ａ乃至２２Ｊの一面は、一端を硬質の支持板
３２によりそれぞれ支持されている各スプリング３０Ａ
、３０Ｂ、３０Ｃ，３０Ｄ、３０Ｅ、３０Ｆ。

３００．３０８，３０１，３０Ｊの他端によりそれぞれ
支持されており、その支持板３２と固定部材３８との間
には、押圧力発生器３６が設けられている。

ここで、仮に押圧力発生器３６が設けられていない場合
でも、固定部材３８と支持板３２との間の接続が非常に
強固となって、感圧素子２２Ａ乃至２２Ｊが骨２８との
関係で強く押圧されるので、各怒圧素子２２Ａ乃至２２
Ｊは動脈２４に対して位置固定とされ得るのである。し
かしながら、かかる方式は実用的ではないため、本実施
例においては、空気押圧装置を備えた押圧力発生器３６
が設けられることにより、感圧素子２２Ａ乃至２２Ｊに
対して固定部材３８から供給される押圧力が一定に維持
されるようになっている。この押圧力発生器３６におい
ては、ばね定数には殆ど零とされている。前記空気押圧
装置については、前述の米国特許筒３，２１９，０３５
号および第４，２６９，１９３号や、「動脈血圧の連続
的な非観血式測定用のトランスジューサ」などの文献に
記載されている。また、本発明の出願と同日に出願され
た特許側（発明の名称「血圧モニタ装置」）には、さら
に改良が加えられた形態の空気押圧方式が記載されてい
る。

感圧素子２２Ａ乃至２２Ｊが、支持板３２に対してそれ
ぞれ強固に固定されることにより、動脈２４が正確に押
圧され、血圧測定が正確に実行されるのである。したが
って、スプリング３０Ａ乃至３０Ｊは、可及的に固く、
すなわちばね定数に一〇〇となるようにされることが理
想的である。感圧素子２２Ａ乃至２２Ｊの変位が小さく
なるように、スプリング３０Ａ乃至３０Ｊのばね定数が
皮膚組織および動脈に対応する定数の約１０倍程度とさ
れると、トランスジューサ１０の押圧力が適当である場
合には、実際の血圧値が正確に測定されるのである。

第３図には、ピストン１６．圧力室４０を含む、トラン
スジューサ１０の構成を概略的に示すブロック線図であ
る。圧力センサ２０内の感圧素子２２Ａ乃至２２Ｊ（第
３図には図示せず）からの出力信号は、配線４２を介し
てマルチプレクサ４４に入力される。マルチプレクサ４
４から出力された信号は、Ａ／Ｄ変換器４６にてデジタ
ル化された後、マイクロプロセンサ４８に供給される。

そして、マイクロプロセッサ４８からは、記録回路。

陰極線管モニタ、および固体表示器などを備えた表示・
記録装置５０に対して信号が出力される。

同時に、マイクロプロセッサ４日からは、押圧力制御装
置５２に対しても信号が供給される。この押圧力制御装
置５２は、圧力供給源５４を制御することにより、ピス
トン１６に供給される押圧力を最適に維持するものであ
る。また、マイクロプロセッサ４８の作動は、記憶回路
５６内に予め記憶されたプログラムにより制御されるか
、或いはキーボードなどのインタフェース機器である入
力手段５日を用いて使用者が入力することにより制御さ
れる。

第４図には、感圧素子２２Ａ乃至２２Ｊのうちの一つか
ら出力された信号波形が示されている。

なお、その一つ以外の感圧素子からも、略同様の信号波
形が出力される。圧力センサ２０が最適の押圧力で押圧
されるとともに、感圧素子２２Ａ乃至２２Ｊのうち動脈
２４の中央部に位置する感圧素子が正確に選択された場
合には、選択された感圧素子から出力される脈波形は動
脈２４内の血圧に対応するのである。選択された感圧素
子からの信号波形においては、最高血圧値、最低血圧値
。

および、各心拍における最高および最低血圧値間の差で
ある脈波振幅が、それぞれ表される。

次に、第５図ａ、第５図す、および第５図Ｃは、本実施
例の全般的な作動をそれぞれ説明するためのフローチャ
ートである。その作動中の数箇所は、記憶回路５６内に
プログラムされた指示に従ってマイクロプロセッサ４８
により制御されている。

また、図中示される作動が実際に実行される過程におい
ては、予めプログラムされた工程が幾つか含まれている
ことは言うまでもない。それらの工程のプログラミング
作業は、平均的な技能ををするプログラマ−であれば容
易に為し得るものである。ここでは、完全なプログラム
リストは必要ないのである。

先ず、第５図ａに示すステ７プ１００が実行されて、電
源が投入されるか、または図示しない手段によりリセッ
ト動作が実行されるとともに、マイクロプロセッサ４８
内のカウンタ、レジスタ。

タイマが初期化されることにより、モニタ作動のための
準備が完了する。ステップ１０２においては、トランス
ジューサ１０が、感圧素子２２Ａ乃至２２Ｊのうち少な
くとも一つ、たとえば２２Ｅが動脈２４の中央部に位置
するように、生体の一部に装着される。次に、ステップ
１０４においては、圧力供給源５４からトランスジュー
サＩＯの圧力室４０に対して比較的小さい押圧力が供給
される。たとえば、約４０　＋ｎ＋ｎ１１ｇの圧力が供
給されて、ピストンＩ６がトランスジューサ１０の機枠
から外に向かって僅かな距離突き出されるのである。

続いて、ステップ１０６が実行されて、各感圧素子２２
Ａ乃至２２Ｊのうち、現在血圧測定用に選択されている
感圧素子が確認され且つ表示される。ステップ１０８に
おいては、現在選択されている感圧素子がトランスジュ
ーサアレイ２２の中心付近に位置するか否かが判断され
る。中心付近に位置しないと判断された場合には、ステ
ップ１１０が実行されて、生体におけるトランスジュー
サ１０の固定位置が補正された後にステップ１０６が再
び実行されて、トランスジューサ１０が生体上の適当な
位置に装着されるまでステップ１０８の判断が否定され
てステップ１１０および１０６が繰り返し実行される。

ステップ１０８の判断が肯定されると、第５図すに示す
ステップ１１２以下のデータ読込み動作が実行される。

ステップ１１２においては、トランスジューサ１０の押
圧力の上限値および下限値が設定される。

これら上限値および下限値は、コンピュータ６２のメモ
リ内に予め記憶された所定値としても良く、また使用者
によって設定されても良い。続くステップ１１４では、
押圧力がステップ１１２にて設定された下限値から上限
値に向かって増加する増加率が設定される。この増加率
も、上限値などと同様に、メモリ内に記憶された所定値
とされたり、また使用者によって設定されても良いので
ある。

次に、ステップ１１６が実行されて、トランスジューサ
１０の押圧力をステップ１１２にて設定された下限値ま
で到達させるとともに、続くステップ１１８が実行され
て、その押圧力が下限値から前記増加率にて連続的且つ
直線的に増加させられて、ステップ１２０において心拍
が検出されるまで継続される。ステップ１２０にて心拍
が検出されると、ステップ１２２が実行されることによ
り、その心拍の最高血圧値および最低血圧値が記憶され
る。このステップ１２２においては、マイクロプロセン
サ４８により、最高および最低血圧値。

脈波振幅、各センサとその出力値との関係を示す曲線の
極大部および極小部が感圧素子の出力信号からそれぞれ
検出される。ステップ１２４においては、トランスジュ
ーサ１０の現在の押圧力が記憶されるとともに、ステッ
プ１２６においては、その現在の押圧力がステップ１１
２にて設定された上限値を越えたか否かが判断される。

上限値を越えていないと判断された場合には、ステッ１
１２以下が再び実行されるが、越えたと判断された場合
には、ステップ１２８乃至ステップ１３４の一連の作動
が実行されて、最適押圧力が、後述する最適押圧力決定
のためのアルゴリズムに従って決定される。そして、ス
テップ１３２において、最適押圧力が決定された後、ス
テップ１３４において、トランスジューサ１０の実際の
押圧力が、マイクロプロセンサ４８の指令に従って押圧
力制御装置５２により最適押圧力に一致させられるので
ある。このようにして、トランスジューサ１０の押圧力
が最適押圧力とされるとともに、トランスジューサ１０
が動脈２４上において好適に固定されている状態で、血
圧測定が正確に行われるのである。

最適押圧力が決定された後に、ステップ１３６が実行さ
れて、次の心拍が検出されるまで待機させられる。続く
ステ・ノブ１３８においては、血圧測定用に選択された
感圧素子の出力信号から、最高および最低血圧値と脈波
振幅値が決定されると同時に、連続する最低血圧値或い
は最高血圧値（すなわち下ピーク値或いは上ピーク値）
の間の時間を求めることにより、脈拍数が算出される。

次に、ステップ１４０が実行されて、ステップ１３８に
て決定された最高および最低血圧値、脈波振幅値、脈拍
数が、実際の脈波形に伴って表示および／または記録さ
れる。

ステップ５１４０において最高血圧値および最低血圧値
などが表示された後、ステップ１４２が実行されて、使
用者により押圧力を再び算出するように指示が人力され
ているか否かが判断されている。指示がない場合には、
ステップ１３６以下が再び実行されるが、指示されてい
る場合には、第５図ａのステップ１０４以下の作動が再
び実行されるようになっている。

アルゴリズム ■　最低血圧値と押圧力との関係第６図には、最低血圧値とトランスジューサ１０の押圧
力との関係を示すＤ［Ａ曲線１４０が示されている。た
とえば、一連の最低血圧値のデータポイントに最小自乗
法を施すことにより、被測定者の肉体的特性とは無関係
なりＩＡ曲線１４０に対応する３次多項式か得られる。

各最低血圧値を示すデータ群に対応する上記３次多項式
は、次式（１ンのように表される。

Ｄ（ｈ）　　−ａｏ＋ａＩｈ＋ａｚｈ”＋ａ、、ｈ３・
・・（１）但し、Ｄ（ｈ）：押圧力りのときの最低血圧値ｈ：押圧力ａ　Ｏ＋　ａ　ｌ＋　ａ　Ｚ＋　ａ　３　　：多項式の
係数関数Ｄ　（ｈ）の導関数（１次微分式）は、次式Ｄ
　’　（ｈ）　＝ａ　＋＋２ａｚｈ＋３ａ３ｈ”で表さ
れる。この導関数は、後述のように、最適押圧力を最終
的に決定する段階で用いられる。図に示すように、押圧
力が零乃至Ｐｌ間である場合には、動脈２４は充分に平
たくされておらず、また各感圧素子２２Ａ乃至２２Ｊに
より検出される圧力振動波は、主に押圧力に応じて変化
し、動脈２４内の圧力Ｐ、には二次的にしか対応しない
。

前記３次多項式の曲線１４０は、雰乃至Ｐｌ間の押圧力
の範囲内では、比較的直線的である。第２図に示すよう
な機構を用いた場合には、トランスジューサ１０の押圧
力がＩ）　ｌである時点までは、動脈２４の有効ばね定
数が比較的大きい。

押圧力がＰｉとＰ２との間にあるときは、動脈２４は充
分に平たくされているが、閉塞されるには到っていない
。ここで、動脈２４に対する押圧力がＰｌとＰ２との中
間の値である場合に、正確な血圧測定が行われることが
経験上かられかっている。２１〜２２間の押圧力に対し
ては、動脈２４の有効ばね定数は比較的小さくされる。

また、押圧力がＰ２よりも大きくされた場合には、動脈
２４が完全に閉塞されてしまい、有効ばね定数は再び大
きくされる。したがって、各感圧素子にて検出された圧
力は、実質的には、動脈２４内の圧力Ｐ８の影響を受け
ず、曲線１４０は押圧力がＰ２を越えた部分では略直線
となっている。

図に示すように、曲線１４０の傾きは、動脈２４が閉塞
されることなく平たくされている状態に対応する押圧力
Ｐｌ乃至Ｐ２の間において、最も小さくなっている。理
論上では、上記のように傾きが最小となる点、すなわち
図に示す点Ｐ３を決定することにより、曲線１４０のみ
に基づいて最適押圧力が決定され得る。

■　脈波と動脈２４に対する押圧力との関係第６図にお
いては、また、脈波振幅と動脈２４に対する押圧力との
関係を表す振幅曲線１４２も示されている。ここで、一
連の脈波のデータポイントに最小自乗法を施すことによ
り、被測定者の肉体的特性とは無関係な曲線１４２を表
す３次多項式が得られる。

各脈波振幅のデータポイント群に基づいて押圧力を決定
する際には、高い相関係数が得られる数学的関係が用い
られることが望ましいのであるが、前記３次多項式によ
れば、そのような関係が得られるのである。この３次多
項式は、（２）式のように示される。

Ｐ（ｈ）−す。＋ｂ＋ｈ　＋　ｂｚｈ２＋　ｂ、Ｊｈ３
・（２）但し、Ｐ（ｈ）：押圧力りのときの動脈２４内の圧力ｈニドランスジューサ１０の押圧力す、、ｂ、、ｂ２．ｂ、、：係数理論上では、最適押圧力は、振幅が最大となる点、すな
わち点Ｐ３’を決定することにより、曲線１４２のみに
基づいて決定され得る。さらに、後述するように、点Ｐ
３’は、曲線１４０上の点Ｐ３と一致するのである。

■　結合方法上述したように、（１）式において傾きが最小となる点
の最低血圧値Ｄ　（ｈ）に対応する押圧力りを決定する
か、或いは、（２）式において値が最大となる点の動脈
２４内の圧力Ｐ　（ｈ）に対応する押圧力りを決定する
ことにより、最適押圧力が算出されるのである。以上の
２つの算出結果は、次式にて表される関数Ｇ　（ｈ）に
て好適に結合される。

したがって、最適押圧力りは、Ｇ　（ｈ）が最大となっ
たときの押圧力とされる。マイクロプロセンサ４８にお
いては、前記最大点を検索すると同時に、押圧力りの個
々の値に基づいてＧ　（ｈ）を算出する。

上述の結合方法は、動脈２４内の圧力値Ｐ　（ｈ）が最
大であり且つ最低血圧値Ｄ　’　（ｈ）が最小となると
きに、Ｇ　（ｈ）が最大となることに基づいている。最
低血圧値Ｄ　（ｈ）の傾きが最小となる点においては、
Ｄ　’　（ｈ）は略雰となる。なお、上式において、Ｄ
　’　（ｈ）には、分母が零となってＧ（ｈ）が無限大
となることを防止するため、「１」が加算されている。

このことから、押圧力は曲線１４０に基づいて決定され
るようになるのである。この結合方法においては、前述
の脈波振幅に基づいた方法と最低血圧値に基づいた方法
とにおける最適押圧力と同じ場合には、その最適押圧力
が得られる。

しかしながら、脈波振幅による方法の算出結果と最低血
圧値による方法の算出結果とが異なる場合には、最適押
圧力は、各方法により得られた２つの異なる算出結果の
加重平均として算出される。

たとえば、曲線１４２の最大値および最小値の間に僅か
な差しかない場合には、Ｐ　（ｈ）は略一定の値Ｐとな
る。すなわち、となる。したがって、押圧力りの変化により、Ｄ。

（ｈ）が最小となったときＧ　（ｈ）は最大となる。こ
れに対して、曲線１４０上の各点における傾きの変化が
非常に小さい場合には、ＤＭｈ）は一定の値Ｄ′となる
。すなわち、Ｄ′＋１となるのである。この場合には、Ｐ　（ｈ）が最大とな
ったときと同じ押圧力りのときに、Ｇ　（ｈ）が最大と
なる。

なお、上述したのばあ（までも本発明の一実施例であり
、本発明はその精神を逸脱しない範囲において種々変更
が加えられ得るものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例である押圧力制御方法を採用
したトランスジューサが、生体の手首において撓骨上に
装着された状態を示す図である。第２図は、第１図のトランスジューサが動脈に対して適
当な押圧力で押圧されている状態を示す断面図である。第３図は第１図のトランスジユーザと血圧モニタに用い
られる周辺の要素を示すブロンク線図である。第４図は
生体の脈波形を経時的に示すことにより最高および最低
血圧値、脈波振幅をそれぞれ示すタイムチャートである
。第５図ａ、第５図す、および第５図Ｃは、それぞれ木
実施例の作動を説明するためのフローチャートである。第６図は最低血圧値および脈波振幅と押圧力との関係を
それぞれ示すグラフである。１０ニドランスジユーサ２２Ａ−Ｊ：感圧素子２４：動脈

Claims

【特許請求の範囲】

（１）感圧素子を含み、前記動脈の圧脈波を連続的に検
出するトランスジューサを用いて生体の血圧をモニタす
るに際して、該生体の動脈に対する該トランスジューサ
の最適の押圧力を決定する方法であって、前記トランスジューサに対して最小押圧力を供給する工
程と、前記工程において押圧力が増加させられる過程で、各押
圧力に対応する最低血圧値および最高血圧値を前記感圧
素子の出力信号に基づいて測定する工程と、前記最高血圧値から前記最低血圧値を減じることにより
、前記各押圧力に対応して変化する圧脈波振幅を算出し
、該圧脈波振幅と押圧力との関係を表す第１多項式Ｐ（
ｈ）を決定する工程と、前記最低血圧値と前記押圧力と
の関係を表す第２多項式Ｄ（ｈ）を決定する工程と、前記第２多項式Ｄ（ｈ）における前記押圧力に関連して
第１導関数Ｄ′（ｈ）を求める工程と、前記押圧力の個
々の値について、次式にて表さＧ（ｈ）＝Ｐ（ｈ）／Ｄ
′（ｈ）＋１れる値Ｇ（ｈ）を算出する工程と、前記値Ｇ（ｈ）が最大であるときの前記押圧力を前記最
適押圧力として選択する工程と、を含むことを特徴とする血圧モニタ用押圧力制御方法。
（２）前記第１多項式Ｐ（ｈ）および第２多項式Ｄ（ｈ
）は、最小自乗法を用いることにより得られるものであ
る請求項１に記載の血圧モニタ用押圧力制御方法。
（３）前記第２多項式Ｄ（ｈ）は３次多項式である請求
項２に記載の血圧モニタ用押圧力制御方法。
（４）前記第１多項式Ｐ（ｈ）は３次多項式である請求
項３に記載の血圧モニタ用押圧力制御方法。
（５）前記方法は、前記押圧力に関連して前記関数Ｇ（
ｈ）の第１導関数が求められるとともに、該第１導関数
が零に等しくなったときの該押圧力を前記最適押圧力と
して決定するものである請求項１に記載の血圧モニタ用
押圧力制御方法。