JPH03505533A - 人間の血圧の連続測定方法 - 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】 人間の血圧の連続測定方法 本発明は人間の血圧の連続非侵入型測定方法に関するものである。

すべての公知の実際に使用されている、非侵入型の血圧測定装置はリバーロソチ ／コロトコフ（ＲＲ一法）に基づく測定方法、又はコロトコフ・マイクロホンの 代わりに弾性的な袖口状の袋の内で血圧振動を計る測定方法を修正した方法で使 用する。これは手動操作用装置にも、また２４時間測定の移動用血圧監視用の自 動装置にも適用される。人体に取付けて持運べることを基本とするこの種類の血 圧監視装置の主な欠点は、血液の循環が繰返し中断されることで長く使用するこ とは患者にとって大変不快であること及びその結果として、血圧の測定に長い時 間間隔を置《必要があって連続測定が許されないと言う点にある。

更に脈搏波速度が血圧の手掛りを与えると言うことが知られている．脈搏波速度 又は脈搏波進行時間（ＰＷＬ）を測定するには各鼓動による脈搏波の進行時間が 測定され、これには心電図（ＥＫＧ）のＲ−ピークと動脈の末端への脈搏の到着 との間の時間差が測定されるか、または２つの脈搏で心臓への距離が違っている 脈搏との間の時間差が機械的又は光学的センサによって（以下余白） 探知される。このようにして診断された脈搏波進行時間と平均血圧値との間には 各個人別に内部的な高い相関関係が認められる．この方法の主な欠点は心臓拡張 期と心臓収縮期の圧力の別々な測定が原理的に不可能な点にある。

更に市場では耳朶の血液量の脈動変化を充電式に連続診断する、単に定性的で粗 雑な概略的測定装置が見受けられる。

これらの耳朶脈搏測定装置（ＯＰＭ）と呼ばれる装置は原理的には古くから知ら れていたがまだ脈搏数の診断だけにしか用いられていない。

センサが個々別々の動脈（例えば腕の内の支動脈）の上に動かないように正確に 取り付けられている非侵入式でかつ連続式の血圧測定装置に関する他の提案につ いては、人工の動揺に対して感度が良すぎて実際的には役に立たない。

人間の血圧が循環に関して最も重要な尺度の一つであり、かつ予防領域，診断及 び手術前後の監視における大きな意義にもかかわらずこれらのすべての領域にお いて血圧を連続して、かつ外科手術を伴わないで測定すると言う問題が存在して いる。

本発明が解決しようとする問題は、血圧を連続して、かつ外科手術を伴わない方 法によって、特に心臓の収縮期，拡張期及び平均の血圧について、必要な精確度 を保持しながら測定できる血圧測定装置を提供することにある．さらに本発明が 解決しようとする問題は公知の前記のＩ？Ｒ一法に基づく測定装置の欠点を避け ることにある．また人工産物の動揺に対する感度の問題も解決されなければなら ない。

（以下余白） この問題は本発明の請求項１に定義された方法によって本質的に解決される０本 発明のさらに好ましい発展はサブ請求項から窺える。

本発明の意義における血液体積密度とは、血管の密な綱目を持った身体組織の部 分（例えば耳朶）における組織の体積単位あたりの血液体積−それは脈搏と共に 周期的に変化して身体内での調節によって影響される−として定義される。

本発明の主要な利点は、連続的で非侵入型の血圧測定が病院内だけでなく普通の 環境で睡眠中でさえも可能であり、測定センサつまり脈搏クリップと心電図の電 極とは患者にとって無視できる程にしか身体的に妨害を与えないものであり、測 定システムは小さくて軽いので身体に取付けて運搬できる程便利であり、測定シ ステムは個々別々の動脈を測定するのではないので人工の動揺に対しても非常に 影響を受けにくく、測定システムは技術的立場に基づいたシステムよりもずっと 安価に製造できると言う諸点にある。

耳朶から取り出された測定信号が血液体積密度及び／又は血圧に比例している場 合は、基本的に全ての脈搏記録測定システムは血圧に比例する動脈の血液体積密 度の決定において耳朶脈搏測定装置のセンサとして使用することができる。

原理的には血液が良く供給されるすべての皮膚領域は当然動脈の血液体積密度を 測定する場所として使用され得、先端皮７１　ＬＭ域（指、足指、耳朶）は、勿 論、センサを取り付けるのに特に適している。

（以下余白） 耳朶脈搏測定装置の探知信号に及ぼす血液の酸素飽和度の変化の影響を除去する ために、還元及び酸化された血液のスペクトル透過度の交叉点、いわゆるアイソ ベスティック点（例えばλ＝８０５ナノメートル）の赤外光線波長λを特に選定 する。

心電図用の電極を使った脈搏波進行時間の決定が満足な結果を与えなかった場合 には、心電図用電極の代わりに適当なミニチュア・マイクロホンを心臓の上に粘 着テープで固定して利用する。マイクロホンは心臓収縮期（第１心音）の確認の ために役立つ。

本発明の特に好ましい改良例において、発光ダイオード及びフォトダイオードよ りなるセンサは、心臓の近くの胸又は背中の適切な場所に置かれ、心電図用電極 又はミニチュア・マイクロホンの代わりの参考センサとして、心臓の近くの脈搏 波を感知するために使用される。この場合に耳朶脈搏測定装置のセンサに類似し て発光ダイオードの光は血管の繊細な網目組織の所で分散されて、分散光はフォ トダイオードによって記録され脈搏波がセンサを通過する瞬間が正確に感知され る。ここで決定的なことは、センサが置かれる皮膚の場所は心臓にできる限り近 い肋間動脈によって血液を供給されていることである。この心臓近くに置かれる センサの場所は、血管の解剖学的な経路を考慮して、心臓に近い胸又は背中で、 心臓から心臓の近くに置かれるこのセンサまでの脈搏波の進行時間が最短になる ように選択されており、心臓近くに置かれるこのセンサと耳朶脈搏センサとの間 の脈搏波の進行時間の差が最長となる。この好ましい実施例は特に精確でありそ の妨害に対する感受性は特に低い。

人工の動揺及び他の妨害の影響をさらに減少させる追加的な方法は耳朶脈搏測定 装置を両方の耳朶に備え付けることである０両方の耳朶から受信される信号を比 較することによって、つまり一致回路を用いることによっているいろな種類の妨 害を除去できる。

次に図面に基づいて本発明の実施例を詳しく説明する。

図１は本発明による方法に基づく動作中の血圧測定装置の耳朶脈搏測定装置から の出力信号の時間的変化を表す図である。

図２は本発明の方法によって作動している血圧測定装置の模式図である。

図３は本発明による血圧測定装置の耳朶クリップの断面の半模式図である。

患者の心臓の上に当たる胸の部分に２つの心電図用の電極が取付けられる。耳朶 脈搏測定装置のセンサが耳朶に耳朶クリップで挟まれ、その上また追加的に粘着 テープでとめられる。耳朶脈搏測定装置のセンサは２つの機能がある。適切な波 長を持つ１つの小さい光源が耳朶を通過する光を出す。光の耳朶の透過は血圧に 比例して変化しフォトダイオードによって測定される。さらに脈搏波の耳朶への 到着は心臓収縮との相対関係として心電図信号によって感知され伝達の時間経過 からすぐさま判断できる。これによって心臓から耳朶までの距離における脈搏波 進行時間が決定される。

継続測定を開始する前に夫々の患者について夫々の検定曲線を設定する。それは 脈搏波進行時間とそれに属する（以下余白） 平均血圧値Ｐ、との間の関係を示すものであり、昔から知られている袖口状の袋 を用いる方法によって決定される。これらの関係はほとんど線形の関係にあるの で、検定では、循環運動の段階で必要とするのと同様の量に対応する３つの測定 点で十分表現できる。

さらに説明をすると、図１は耳朶脈搏測定装置のフォトダイオードでの電流ｉ　 （ｔｌの経過を示す概略図であり、この例では光源はパルス発光（赤外光）する フォトダイオードである。

図の右辺は関係する血圧値（平均値Ｐ１．収縮期の血圧値Ｐ。

及び拡張期の血圧値Ｐ、）を示している。実際には次のように見なされる。

Ｐ、＝Ｐ４＋ｆ・　（ｐ、−ｐａ　）・・・（式１）ここで周辺動脈では一般に ｆ＝Ｌ／３と見なされる。疑わしい場合にはｆは個々の患者別に容易に明確に決 定できる。

式１によれば実際には３つの血圧値Ｐ−，Ｐ−，Ｐａの間には線形の関係が存在 するので、検定においてＰ、、Ｐ、又はＰ４のいずれでも脈搏波進行時間と互い に関係づけることができることは明ら・かである、どの場合でも２つの独立した 血圧値の内のただ１つだけが脈搏波進行時間の測定によって得られることに注意 すべきである。第２の独立した血圧値は耳朶脈搏測定装置の光電流曲線によって 下記のように決定される。

図１の光電流信号ｉ　（ｔｌの包絡曲線で手順を説明する。この曲線において血 圧差ΔＰ＝Ｐ、−Ｐ、は信号差Δｉに対応する。血圧測定を開始するに当たって リバーロソチ法に基づいてＰ、及びＰ、を、ある決められた時点で計り、Δｉを ΔＰに関係づける。つまり光電流曲線は限られた期間（少なくとも数秒間）血圧 値に換算させて得、同時に血圧スケール（第１図右辺）のゼロ点は永続的に測定 され得る。しかし時間経過と共に身体の血管運動及びその他の調節により、血圧 値に対する光電流値の関係が変化して、この関係の自動再検定は、本発明の方法 、例えば脈搏波進行時間によって永続的に測定されるＰ、の値を利用して行われ 、血圧値に従って充電流曲線を再検定させるためにＰ、に属する光ｉ流値から直 接に心臓収縮期の血圧が読み取られるようにする。もし患者に固有の検定曲線の 血圧値Ｐ、またはＰヨを脈搏波進行時間と関係付けてあれば類（以の方法を取る ことができる。耳朶脈搏測定装置の充電流曲線を血圧値と検定するに当たっては 式１を使うことができる。

上記に提案された、連続して行われる電子的方法による自助的な再検定は次の理 由から必要である。

耳朶の密な動脈管システムにおいて信号変化Δｉは第１に概して血圧に比例し脈 搏に同調する脈管拡張によって惹き起こされ、第２に緩やかな血管運動及び血液 がＩ遇する毛細血管の量の変化によって影響される。

ｅを赤外光線の損失（光の吸収及び散乱の和）、ｑ（１１を脈動する血管の横断 面、ｎ　ｃａｐを各時点における血液が流れる毛細血管の量であるとすれば次の 比例式が得られる。

ｅ−ｑ　（ｉｌ　’　ｎ　ｃａｐ ｎ　ｃｓｐはゆっくりと変化する。ｎｃｏの変化については上述の自動的再検定 によって考慮される。

（以下余白） 図２に示すブロック図は血圧測定システムの構造を簡略に示したものであり、構 成要素間の信号経路の概略を描いてあり、細部は専門家に任せても十分理解され るであろう。

図１の信号ｉ（【）は耳朶脈搏測定装置ｌＯからアナログ−ディジタル変換器１ ２へ入る。ディジタル化された信号はマイクロコンピュータ１４へ送られ処理さ れる。ＡＤ変換器１２はマイクロコンピュータ１４からの制御信号を受信する。

さらにマイクロコンピュータ１４は耳朶脈搏測定装置１０から受は取るすべての 信号を制御する。脈搏波（図２において心電図信号として模範的に象徴化されて いる）のスタートを感知するのに必要とされる参照センサ１６からの信号は直接 マイクロコンピュータ１４に送られる。さらに患者に固有の検定曲線は線１日を 経てマイクロコンピュータ１４に入れられ、マイクロコンピュータ１４（図２に おいて脈搏波進行時間はＰ、の関数として決定された場合が選ばれた）に記憶さ れる。この検定曲線はマイクロコンピュータによって使用され各脈搏波の進行時 間を、夫々の場合において選ばれた血圧値に永続的に変換する。さらに図２にお いてマイクロコンピュータ１４の次の仕事が説明されている。つまり光ｔｉ曲線 を２０で示されている血圧値へと自動的に再検定することである。

図３に耳朶クリップの形をした耳朶脈搏測定装置のセンサの実施態様の断面図が 示されている。ここにおいて１は発光ダイオード、２はフォトダイオード、３は 集積温度感知器を示している。耳朶に挟んだ耳朶クリップは耳朶５に対してリン グ形の粘着テープ４によってしっかり固定される。温度感知器３は耳朶と皮膚接 触している。温度測定は耳朶の血液体積密度の変化を追加的に検査するのに役立 ち上述のように永補正書の翻訳文提出書 （特許法第１８４条の８） 平成２年９月７日

Claims (13)

【特許請求の範囲】
1. １．３つの血圧値（心臓収縮期，心臓拡張期または平均血圧）の内の１つを測定 するために脈博波進行時間を連続的に測定し、その際に脈搏波進行時間を使用さ れる血圧値の関数として表示してある、各患者に固有の検定曲線を使用し、血圧 に比例する動脈血液体積密度は患者の耳朶に固定された耳朶脈搏測定装置によっ て連続的に決定され、耳朶脈搏測定装置は同時に脈搏波進行時間測定装置として 用いられ、 耳朶派搏測定装置の測定信号は血管運動及び他の身体内の調節を考慮した電子工 学的手段によって連続的に再検定されること を特徴とする人間の血圧の連続的測定方法。
2. ２．再検定は、或る一定の血圧値に対して対応する測定信号が記録され、この信 号の変化に基づいて血圧値が修正されるように行われることを特徴とする請求項 １に記載の方法。
3. ３．連続した血圧測定に先立って、心臓収縮期及び心臓拡張期の血圧値がリバー ロッテ法によって測定され、これによって圧力差ΔＰが計算され、かつ圧力差Δ Ｐは、耳朶脈博測定装置の心臓拡張期の値に対応する出力信号及び心臓収縮期の 値に対応する出力信号の値の差Δｉに関連づけられることを特徴とする請求項１ 又は２に記載の方法。
4. ４．連続した血圧測定の開始に先立って患者に固有の検定曲線を作成するために いくつかの血圧値に基づいて脈摶波進行時間が測定されることを特徴とする前記 請求項のいずれか１つに記載の方法。
5. ５．脈摶波進行時間を測定するに際し、心臓に近い肋間動脈によって血液を供給 されている、患者の心臓に近い胸又は背中の皮膚部分に直かれた光電センサを用 いることを特徴とする前記請求項のいずれか１つに記載の方法。
6. ６．心臓上の心電図電極が脈摶波進行時間を測定するために用いられることを特 徴とする請求項１から４までのいずれか１つに記載の方法。
7. ７．脈摶波進行時間を測定する際にミニチュア・マイクロホンが第１心音を記録 するために心臓の上に固定されることを特徴とする請求項１から４までのいずれ か１つに記載の方法。
8. ８．パルス発光する赤外光ダイオードが耳朶を通過する光を送るように用いられ 、光の耳朶の通過はフォトダイオードによって測定されることを特徴とする前記 請求項の内のいずれか１つに記載の方法。
9. ９．血液の可変的な酸素飽和による影響を避けるために、アイソベスチック点に 近い赤外光の波長が赤外光ダイオードに選択されていることを特徴とする請求項 ８に記載の方法。
10. １０．両方の耳朶に夫々１つの耳朶脈摶測定装置を備え、かつ種々の妨害を除去 するために２つの脈摶測定装置の測定信号が電子的に比較されることを特徴とす る前記請求項のいずれか１つに記載の方法。
11. １１．両方の測定信号は一致回路によって受信され、一致回路は両方の耳朶で同 時に測定されないすべての信号を抑制し、それらを人工産物とみなすことを特徴 とする請求項１０に記載の方法。
12. １２．体温が耳朶において付加的に連続して測定されかつ耳朶脈摶測定装置の測 定信号は測定された温度に依存して修正されることを特徴とする前記請求項のい ずれかに記載の方法。
13. １３．耳朶に固定される耳朶脈摶測定装置のセンサは集積温度感知器（３）を含 み、耳朶（５）と皮膚接触していることを特徴とする請求項１２に記載の方法を 実行する血圧測定装置。