JPH04250135A - 血圧測定装置 - 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】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、血圧測定装置および方
法に関する。

【０００２】

【従来の技術】この装置と方法は血圧測定、しかも非侵
入式の血圧測定を行うためのものである。この場合、“
非侵入式”の概念は、器具を血管に挿入せずに、生きて
いる人または動物の体の完全に外側にあるセンサ手段に
よって測定を行うことを意味する。

【０００３】血圧は現在ほとんどが、Ｒｉｖａ−Ｒｏｃ
ｃｉ法に基づく方法で測定される。このような血圧測定
のための公知の装置は変形可能なマンシェットを備えて
いる。このマンシェットは中空室を画成する。この中空
室は空気を吐出するために通常はポンプによって形成さ
れた圧縮ガス源、出口および圧力測定装置に接続されて
いる。更に、マンシェット内の圧力の変更時に、すなわ
ちマンシェットから空気を抜くときに、この圧力の二つ
の値を収縮期圧力と拡張期圧力に対応させる手段が設け
られている。その際、収縮期圧力と拡張期圧力に対応さ
せることは、動脈を流れるときに血液によって生じる血
管音（Ｋｏｒｏｔｋｏｆｆ）に基づいて、あるいは振動
計測方法に従って行われる。公知の新しい血圧測定装置
の場合には、圧力測定装置がマンシェットの中空室に接
続された、圧力を電気的な量に変換するための測定変換
器、電子的な回路手段および収縮期血圧と拡張期血圧を
アナログまたはデジタルで表示するための表示機構を備
えている。血管音に基づいて収縮期血圧と拡張期血圧を
検出するための装置は聴診器またはマイクロフォンを備
えている。この場合例えば、ドイツ連邦共和国特許出願
公開第３０１４１９９号明細書および対応米国特許第４
４５９９９１号明細書を参照されたし。血液の拍動流れ
はマンシェット内にある、通常は空気からなるガスの振
動を生じる。振動計測法のための装置の場合には、前記
の振動に関連する、マンシェット内の圧力の揺れを捕ら
えるよう、圧力測定変換器と電気的な回路手段が形成さ
れている。

【０００４】Ｒｉｖａ−Ｒｏｃｃｉ法に従って測定を行
う場合には、マンシェットは体の部分、例えば上腕また
は指に固定され、そして中空室内の空気の圧力が動脈を
閉じた部材で縛ることができるよう、膨らまされる。そ
の後、マンシェットはゆっくり排気される。聴診器また
はマイクロフォンによって血管音を聞く変形例の場合に
は、排気過程でマンシェットの中空室内の圧力の二つの
値が、騒音に基づいて、収縮期血圧または拡張期血圧と
して確認され、検出される。その際、血管音の最初の発
生の際のマンシェット内の圧力は、収縮期血圧に対応す
る。拡張期血圧は固有の血管音が消えることにより知る
ことができる。この場合、血液流れによって生じる騒音
が小さくなって鈍くなるか全く消える。振動計測法のこ
の変形例の場合には、収縮期血圧と拡張期血圧に対応す
る、マンシェット内に含まれる空気の圧力が、次のよう
にして検出される。すなわち、血液の脈動流れによって
生じるマンシェット圧力の揺れが第１回目に現れるかま
たは再び消えることによって検出される。

【０００５】重病患者または重い事故に会った患者およ
びまたは手術したばかりの患者の場合、および他の場合
に、当該患者の血圧を、或る時間、例えば数時間または
数日間、絶えずできるだけ連続的に監視することが必要
であるかまたは望まれる。実際には、このために、Ｒｉ
ｖａ−Ｒｏｃｃｉ法で作動する装置が知られている。こ
の場合、運転中マンシェットを自動的に周期的に膨らま
したり、排気したりすることができる。この場合、排気
のときに、それぞれ収縮期血圧と拡張期血圧が測定され
る。しかし、マンシェットの周期的な膨らましとそれに
続く排気およびその際発生する、マンシェットを備えた
部材内での血液循環の阻止は、検査する人にとって不快
であり、場合によっては健康に害を及ぼす。膨らまし／
排気サイクルが多くの場合少なくとも約１分を必要とし
、更に、検査する患者に対する邪魔をできるだけ少なく
するために、連続する測定の間で休憩しなければならな
いので、Ｒｉｖａ−Ｒｏｃｃｉ法は実際の連続的な血圧
測定をできない。

【０００６】刊行物“Ｐｏｓｓｉｂｌｅ　　ｄｅｔｅｒ
ｍｉｎａｎｔｓ　　ｏｆ　　ｐｕｌｓｅｗａｖｅ　　ｖ
ｅｌｏｃｉｔｙ　　ｉｎ　　ｖｉｖｏ　”おかだまさひ
ろ著、バイオメディカル　　エンジニアリングのＩＥＥ
Ｅ会報、第３５巻、ＮＯ．５　　、１９８８年５　月、
第３５７　〜３６１　頁は、詳しく説明する脈波速度を
測定するための光プレチスモグラフ方法を開示している
。測定は３００〜５００ｎｍの波長の光を使用して、指
先端または足指先端で行われる。この刊行物には、いろ
いろな他のパラメータおよび変数と脈波速度との相互関
係が記載してある。その中に血圧も含まれている。この
刊行物に従って、脈波速度と収縮期血圧および拡張期血
圧との間の或る相互関係が確認される。しかし、このよ
うな比較的に小さな相互関係は血圧の決定を不可能にす
る。脈波速度が周期的に変化するので、特に脈波速度か
ら収縮期血圧および拡張期血圧を検出することは不可能
である。更に、大きな動脈の壁と、これを外側に対して
被覆する組織部分は、３００〜５００ｎｍの波長を有す
る光を実質的に通さない。従って、おかだまさひろ著の
刊行物から知られている方法は、壁が薄く、表面に近い
血管、従って小さな血管の測定にのみ適しており、大き
な血管、従って壁が厚く、検査する体の部分の表面から
比較的に離れた血管を測定するには適していない。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】本発明の根底をなす課
題は、非侵入式に血圧測定を行う装置と方法を提供する
ことである。この場合、装置と方法は公知の装置と方法
の欠点を回避すべきであり、マンシェットを交互に膨ら
ましたり、排気したりせずに、特に人または動物の血圧
をほぼ連続的に観察することができ、それにもかかわら
ず測定精度が良好であるべきである。

【０００８】

【課題を解決するための手段】次に先ず、血液循環に関
する若干の特性について説明する。血液循環回路は動脈
血管、静脈血管および両血管を互いに接続する毛細脈血
管を備えている。毛細脈血管に直接接続された小さな動
脈血管は、小動脈（細動脈）と呼ばれる。動脈血管は弾
性的に変形可能な壁を備え、少なくとも一部は筋繊維を
備え、およびまたは筋繊維によって取り囲まれている。 この筋繊維は動脈および特に小動脈を異なる強さで圧縮
し、それによって弾力性、流動抵抗および異なる血管へ
の血液分配に影響を与える。心臓は血管を通って血液を
拍動吐出する。血液は流速ｖで血管を通って流れる。こ
の流速は場所と時間に依存する。簡単化するため、血管
が硬い壁を有すると仮定すると、血液の圧力変化は音速
ｃｓ　で拡がる。この音速の二乗は次式によって表され
る。

【０００９】

【数１】 ここで、ｒｈｏは血液の密度、Ｋは圧縮係数である。こ
の圧縮係数は容積弾性係数とも呼ばれ、通常カッパ（κ
）で表される圧縮率の逆数に等しい。

【００１０】実際には、動脈血管は硬い壁でなく、既述
のような弾性的に変形可能な壁を有する。動脈血管は拍
動によって生じる血液の衝撃とそれに関連するパルス状
の圧力上昇によって拡がる。この拡がりは動脈血管に沿
って進む。心拍または血液衝撃によって生じる圧力変化
が動脈血管の壁の弾力性の作用を受けて動脈血管に沿っ
て進む速度は、前記の脈波速度ｃｐｗを生じる。本“Ｆ
ｕｅｈｅｒ　　ｄｕｒｃｈ　　ｄｉｅＳｔｒｏｅｍｕｎ
ｇｓｌｅｈｒｅ　”、Ｌｕｄｗｉｇ　　Ｐｒａｎｄｔｌ
　著、Ｆｒｉｅｄｒ出版社、Ｖｉｅｗｅｇ　　Ｓｏｈｎ
、ブラウンシュバイク、１９６５年、によれば、伝播速
度の二乗は、曲げ振動を無視すると、弾性的に膨張可能
な壁を有する管内の圧力変化に依存し、それによって少
なくとも近似的に、脈波速度の二重は次式によって表さ
れる。

【００１１】

【数２】 ここで、Ｅは血管壁の弾性係数、ｓは血管壁の厚さ、ｄ
は血管の内径である。

【００１２】既に引用したおかだまさひろ著の刊行物で
は、脈波速度の二乗は次式によって表される。

【００１３】

【数３】 数２の式にｃｓ　を使用することにより、数２の式にお
いて括弧内を簡単にするため第２の被加数を省略すると
、数３の式は数２の式から生じる。

【００１４】血液の流速は既述のように、場所と時間に
依存する。その最大値は動脈血管、特に成人の大きな動
脈内で高々約０．５ｍ／ｓであり、通常は幾分小さい。 脈波速度は数２と数３の式に従って、動脈の壁の厚さと
直径の比に依存する。この比が心臓から毛細血管へ向か
って増大し、脈波速度が当該血管に所属する筋繊維の弾
性係数と張力に依存するので、脈波速度は動脈血管に沿
って変化し、検査する人や動物の状態にも依存する。動
脈内での典型的な脈波速度は約４〜５ｍ／ｓである。血
液の主成分である水内の音速は、１５００ｍ／ｓのオー
ダーである。脈波速度ｃｐｗは流速ｖよりも遙かに、少
なくともほぼ１０倍程度大きく、音速ｃｓ　は脈波速度
よりも非常に大きい。

【００１５】所定の血管内で生じる血圧は心臓の吐出能
力、血管の流動抵抗、瞬間的な流量、血管壁の弾性およ
び血管の粘度に依存する。

【００１６】前記の課題は請求項１と１４の特徴を有す
る装置と方法によって解決される。装置と方法の有利な
実施形は、従属請求項から明らかである。

【００１７】本発明者は、二つの異なる量を検出するこ
とによって、血圧を比較的に正確に確かめることができ
ることを発見した。この場合、時間的に脈拍に合わせて
周期的に変化する変数およびまたは脈拍に依存するその
変化を、少なくとも一つの測定範囲で一方の第１の量と
して連続的に検出し、そして脈波速度およびまたはその
変化の大きさを示す量を、他方の第２の量として検出す
る。前述のＲｉｖａ−Ｒｏｃｃｉ法によって検出された
少なくとも一つの校正値を使用して、両量を互いに結び
つけることにより、血圧およびまたはその変化の値の大
きさを示す少なくとも一つの量が求められる。この場合
、例えば収縮期血圧と例えば拡張期血圧およびまたは平
均血圧を測定し、表示することができる。

【００１８】装置はセンサ手段を備えている。このセン
サ手段は例えば、体の部分に取り外し可能に固定された
少なくとも１個のセンサを有する。この場合、例えば同
じセンサを２個設けてもよいし、異なるセンサを２個設
けてもよい。周期的に変化する第１の量を測定するため
のセンサは好ましくは、一方の腕または場合によっては
脚に固定される。装置は更に、好ましくは１個の機器ま
たは複数の機器によって形成された表示および監視装置
を備えている。この表示および監視装置は本装置の電子
回路手段の少なくとも一部を含んでいる。

【００１９】時間的に脈拍と同期して変化する前記の第
１の量は、血圧と同期して変化する。すなわち血圧に合
わせて変化する。そして、第１の量は、物理的な結びつ
きによっ血圧と相関関係がある。しかし、勿論、血圧と
は異なるものであり、血圧自体によってまたはその変化
によって直接求めることはできない。センサ手段と電子
的回路手段は、測定範囲内の血液の流速およびまたは流
量およびまたは容積と、少なくとも１本の動脈血管の横
断面寸法およびまたは通過横断面積の瞬間的な値および
または脈拍と同期して生じる変化の大きさを示す量を、
第１の量として検出し、電気的な信号によって表すよう
に、形成されている。血管と特に動脈の横断面が通常は
少なくともほぼ円形であるので、前記の横断面寸法は血
管の内径または外径あるいは中間直径によって求めるこ
とができる。そのために、第１の量のための変数は互い
に密に結びついている。単位時間あたりの単位容積の流
量を測定すると、流量は、横断面積にわたって平均化し
た平均の流速と血管の通過横断面積の積に等しい。

【００２０】装置は例えば、光波、すなわち単色のコヒ
ーレントな光波または超音波を検査する体部分内に放射
し、血液から、正確に言えば血球から散乱した光波また
は超音波を捕集することにより、第１の量として、流速
およびまたは流量を検出するよう形成されている。その
際、光波または超音波の放射はパルス状に行うことがで
きる。光または超音波の散乱に基づくこの方法の場合に
は、所望に応じて、光または超音波の放射方向に対して
直角およびまたは平行な流速成分または流れ成分を検出
可能である。光または超音波の散乱に基づくこのような
測定の方法はいろいろな種類が知られている。光を使用
する場合には、測定は例えば、光子相互関係、光支持分
光器検査、小斑点干渉またはドプラー効果によって行う
ことができる。これについては例えば刊行物“Ｔｈｅ　
　ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ　　ｕｓｅｓ　　ｏｆ　　ｃ
ｏｈｅｒｅｎｔｏｐｔｉｃｓ”内の“Ｌａｓｅｒ　　ｄ
ｏｐｐｌｅｒ　　ａｎｅｍｏｍｅｔｒｙ　　，　　ａ　
　ｃｏｍｐａｒａｔｉｖｅ　　ｓｔｕｄｙ　　ｏｆｔｈ
ｅ　　ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ　　ｏｆ　　ｍｏｔｉｏ
ｎ　　ｂｙ　　ｃｏｈｅｒｅｎｔ　　ｏｐｔｉｃｓ”Ｅ
．Ｒ．Ｐｉｋｅ著と、ケンブリッジ大学刊“Ｐｒｏｃｅ
ｅｄｉｎｇｓ　　ａｎｄ　　ｅｄｉｔｅｄ　　ｄｉｓｃ
ｕｓｓｉｏｎ　　ｏｆ　　ａ　　ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ
　ｈｅｌｄ　　ａｔ　　ｔｈｅ　　Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔ
ｙ　　ｏｆ　　Ｓｔｒａｔｈｃｌｙｄｅ　，　Ｇｌａｓ
ｇｏｗ”８．　１９７５　年４　月１１日、４３１　〜
４５７　頁を参照されたい。

【００２１】超音波を使用する場合には、測定は類似の
方法、すなわち例えば時間−領域の−相互関係、干渉小
斑点パターンおよびまたはフーリエ変換またはドプラー
効果によって行うことができる。このような測定方法の
若干は例えば、“Ｐｒｏｃｅｅｄ−ｉｎｇｓ　　ｚｕｍ
　　ＩＥＥＥ　　Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ　　Ｓｙｍｐ
ｏｓｉｕｍ　”１９９０年第３　巻中の次の論文に記載
されている。”Ａｎ　　ｉｍｐｒｏｖｅｄ　　ｂｌｏｏ
ｄ　　ｖｅｌｏｃｉｔｙ　　ｅｓｔｉｍａｔｏｒ　　ｏ
ｐｔｉｍａｚｅｄ　　ｆｏｒ　ｒｅａｌ−ｔｉｍｅ　　
ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ　　ｆｌｏｗ　　ａｐｐｌｉｃａ
ｔｉｏｎｓ”Ｍ．Ｒ．Ｓｔｕｒｇｉｌｌ、Ｒ．Ｈ．Ｌｏ
ｖｅ　　、Ｂ．Ｋ．Ｈｅｒｒｅｓ　　著第１４６７〜１
４７１頁、”Ｐｒｅｌｉｍｉｎａｒｙ　　ｓｔｕｄｙ　
　ｉｎｔｏ　　ｈｉｇｈ　　ｖｅｌｏｃｉｔｙ　ｔｒａ
ｎｓｖｅｒｓｅ　　ｂｌｏｏｄ　　ｆｌｏｗ　　ｍｅａ
ｓｕｒｅｍｅｎｔ　”　Ｈ．Ｆ．Ｒｏｕｔｈ、Ｔ．Ｌ．
Ｐｕｓａｔｅｒｉ　　、Ｄ．Ｄ．Ｗａｔｅｒｓ著、第１
５２３〜１５２６頁、および　”Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔ
ｉｏｎ　　ｏｆ　　２−Ｄ　ｖｅｌｏｃｉｔｙ　ｖｅｃ
ｔｏｒｓ　　ｕｓｉｎｇ　　ｃｏｌｏｒ　　Ｄｏｐｐｌ
ｅｒ　　ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ”　Ｔ．Ｔａｍｕｒａ、
Ｒ．Ｓ．Ｃ．Ｃｏｂｂｏｌｄ　、Ｋ．Ｗ．Ｊｏｈｎｓｔ
ｏｎ　　、第１５３７〜１５４０頁。更に、刊行物”Ａ
　　ｎｏｖｅｌ　　ｍｅｔｈｏｄ　　ｆｏｒ　ａｎｇｌ
ｅｉｎｄｅｐｅｎｄｅｎｔ　　ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ　
　ｉｍａｇｉｎｇ　　ｏｆ　　ｂｌｏｏｄｆｌｏｗ　　
ａｎｄ　　ｔｉｓｓｕｅ　　ｍｏｔｉｏｎ”　Ｌ．Ｎ．
Ｂｏｈｓ　　、Ｇ．Ｅ．Ｔｒａｈｅｙ著、バイオメディ
カル　　エンジニアリングのＩＥＥＥ会報、第３８巻、
Ｎｏ．３　　、１９９１年　　、第２８０　〜２８６　
頁参照。

【００２２】光波または超音波の散乱に基づくいろいろ
な方法は、著者や機器製作者によって一部が統一されな
い用語で呼ばれている。例えばトプラー効果は、厳密に
言えばおよび古典的な意味では、波拡がり方向に対して
波放射源の平行な速度成分によって周波数のずれを発生
させることであると理解されるが、一部では、放射方向
に対して直角の流速が測定される方法もドプラー効果に
所属する。

【００２３】流速およびまたは流量の検出が光によって
行われる場合には、装置が１個以上の光放射器と１個以
上の受光器を備えている。センサは例えば、光放射器と
しての働きをする少なくとも１個のオプトエレクトニク
ス変換器、例えば１個のレーザ発光ダイオード、および
少なくとも１個の受光器としての働きをするオプトエレ
クトロニクス変換器、例えばフォトダイオードまたはフ
ォトトランジスタを備えていてもよい。この変換器は可
撓性の電気ケーブルを介して表示および監視装置の機器
に接続可能である。しかし、少なくとも１個または各々
のオプトエレクロニクス変換器を前記機器内に設け、可
撓性の光導体を介してセンサに接続することができる。 この場合、センサは光放射器およびまたは受光器として
、当該の光導体の一端と、例えば光学式伝達要素を含ん
でいる。

【００２４】光散乱によって流速または流量を測定する
ための装置の有利な実施形の場合には、少なくとも１個
の光放射器によって光が発生し、この光の波長が赤外線
範囲の近くにあり、少なくとも７００ｎｍ、高々１２０
０ｎｍ、例えば８００〜１０００ｎｍである。このよう
な光は比較的に厚い組織層および特に大きな動脈の壁を
通過するので、流速およびまたは流量は小さな動脈だけ
でなく、大きな動脈でも測定可能である。

【００２５】超音波を使用して流速およびまたは流量を
検出する場合には、センサは少なくとも１個の変換器を
備えている。この変換器は圧電式要素を備え、体の部分
内に超音波パルスを放射するための超音波放射器と、散
乱して戻った超音波を受けるための超音波受信器を形成
している。

【００２６】更に、電気的なインピーダンスまたはアド
ミタンスの測定に基づいて、体の部分の測定範囲内にあ
る血液の時間的に変化する容積の大きさおよびまたは測
定範囲内にある少なくとも１本の導管の直径およびまた
は通過横断面積の大きさおよびまたは血液流量の大きさ
を示す第１の量を検出するように、装置を形成すること
ができる。装置は電極を有するセンサ手段を備えること
ができる。この電極は当該の体の部分内にある大きな動
脈に沿って、互いに離して当該の体の部分に取り外し可
能に固定される。その際、電極は体の部分の少なくとも
大部分を例えば完全に取り巻いている。装置は好ましく
は、高周波発生器を備えている。それによって、交流を
発生し、少なくとも２個の電極に供給することができる
。交流電圧の周波数は例えば３０ｋＨｚ〜３ＭＨｚの範
囲内、特に少なくとも７０ｋＨｚ、高々１５０ｋＨｚ、
例えば８０〜１００ｋＨｚにある。この測定方法に関す
る他の一般的な情報については、刊行物“Ｔｈｅ　　ｍ
ｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ　　ｏｆ　　ｐｅｒｉｐｈｅｒａ
ｌｂｌｏｏｄ　　ｆｌｏｗ　　ｂｙ　　ｔｈｅ　　ｅｌ
ｅｃｔｒｉｃａｌ　　ｉｎｐｅｄａｎｃｅ　　ｔｅｃｈ
ｎｉｑｕｅ”Ｓ．Ｎ．Ｍｏｈａｐａｔｒａ　、Ｈ．Ｍ．
Ａｒｅｎｓｏｎ　著、メディカルエンジニアリングおよ
びテクノロジージャーナルの第３巻、Ｎｏ．３、１９７
９年、第１３２　〜１３７　頁と、“Ｄｉｇｉｔａｌ　
　ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ　　ｏｆ　　ｔｈｅ　ｐｅｒ
ｉｐｈｅｒａｌ　　ａｄｍｉｔｔａｎｃｅ　　ｐｌｅｔ
ｈｙｓｍｏｇｒａｍ”Ｌ．Ａ．Ｍａｒｋｓ　、バイオケ
ミカルエンジニアリングのＩＥＥＥ論文、ＢＭＥ−３４
巻、Ｎｏ．３、１９８７年第１９２　〜１９７　頁を参
照されたい。

【００２７】血液の流速は少なくとも一つのスプールを
備えたセンサ手段によって誘導的に測定することができ
る。スプールは腕または体の他の部分に取り外し可能に
固定可能で、スプール軸線は大きな導管に対してほぼ直
角に延び、好ましくはこの動脈と少なくともほぼ交叉し
ている。

【００２８】更に、第１の量として、大きな動脈の直径
の大きさを示す量を検出することができる。この検出は
、動脈壁で超音波を反射させることによって行われる。 勿論、直径から、動脈の通過横断面積を求めることがで
きる。

【００２９】脈波速度およびまたはその時間的な変化を
確かめるために、いろいろな方法がある。センサ手段と
電子的な回路手段は例えば次のように形成可能である。 すなわち、動脈血液の流路に沿って、特に大きな動脈に
沿って互いに離して設けた二つの測定個所または測定範
囲において、脈拍と同期して時間的に変化する第１の量
、すなわち変数を検出し、電気的な信号で表すように形
成可能である。更に、時間差を検出可能である。この時
間差だけ、二つの測定範囲で検出される第１の量、例え
ば第１の量の最大値の時間的な経過が互いにずらされる
。両測定範囲が一定の間隔を有する場合に、脈波速度は
前記時間差に対して逆比例する。第２の量は同様に、電
気信号の形で表され、例えば前記時間差によっておよび
またはその逆数によっておよびまたは直接脈波速度によ
って求められる。

【００３０】心臓から生じる脈波は心臓から動脈血管に
沿って毛細脈血管まで広がり、そこから多少小さくなっ
た振幅で反射する。既述のように、脈波のこの反射は、
一つの測定範囲で測定された第１の量の時間的な経過か
ら、第２の量を導き出すことを可能にする。この第２の
量は脈波速度の大きさを示す。従って、動脈に沿って心
臓から移動する脈波は一次脈波と呼ばれる。腕や脚の動
脈のような大きな動脈は普通は、それに沿って分配され
た複数の分岐部を介して毛細脈血管に接続されている。 従って、いろいろな毛細脈血管から反射した脈波は前記
の大きな動脈まで戻り、この動脈内で反射した大きな脈
波と重なる。この脈波事態は一次脈波に重ねられ、これ
と干渉する。大きな動脈の所定の測定個所で生じる、一
次脈波と反射脈波の間の位相差は、脈波速度と、反射を
生じる毛細脈血管と測定範囲との距離に依存する。測定
範囲が腕にあると、反射は特に多数の毛細脈血管を組む
手内で行われるので、前記の位相差は手と測定範囲の距
離によって決まる。脚の測定の場合には、脚と測定範囲
の距離が位相差を決める。血圧の時間的な経過を示す曲
線は、すべての周期において収縮期血圧と等しい主の最
大値と、一次脈波と反射脈波との干渉によって生じる、
多少特色のある小さな副次的最大値とを有する。この副
次的最大値は専門用語では、重拍ノッチと呼ばれる。更
に、重拍ノッチはそれぞれ血圧曲線の低下部分内にある
。すなわち、収縮期血圧値と次の拡張期血圧値との間に
ある。流速と、測定すべき第１の量を形成する他の変数
は、血圧上昇時に大きくなり、血圧低下時に小さくなる
。従って、第１の量と呼ぶ変数の時間的な経過は心拍の
度に、収縮期圧力に対応する主の極値、すなわち主の最
大値と、重拍ノッチに対応する副次極値、すなわち副次
最大値、およびその間にある相対的な中間最小値を有す
る。主の極値とこの極値に時間的に隣あう次の副次極値
との間の時間経過または相のずれは、一次脈波と反射脈
波の間の位相差と、脈波速度に依存する。従って、セン
サ手段と回路手段は、測定範囲において、第１の量とし
て検出された変数の時間的な経過から、第２の量として
、主の極値と隣の次の極値、すなわち副次最大値または
場合によっては中間最小値との間の時間差およびまたは
位相角度差が求められ、電気信号の形で示されるように
形成されている。

【００３１】脈波速度を検出するための他の例では、セ
ンサ手段と電子的な回路手段が次のように形成されてい
る。すなわち、測定範囲で、第１の量と呼ぶ変数と、電
気式心拍記録器と同様に、心筋の少なくとも一つの電流
が検出され、いわゆる心拍曲線のＲ−山状部が検出され
るように形成されている。この場合、心筋の収縮と、心
臓からの血液の吐出が行われる。既に述べたように、流
速と第１の量をなすその他の変数が、脈拍周期のときに
、収縮期血圧と同じ時点で生じる最大値を有する。従っ
て、装置は、各脈拍周期に設けられた曲線の所定の個所
の間の時間差を検出するように形成されている。この時
間差は心筋電流の時間的な経過と、第１の量として測定
した変数を示す。その際例えば、心筋電流曲線のＲ−山
状部と、脈周期の間第１の量が最大値を取る時点との間
の時間差が検出可能である。この時間差またはその変化
およびまたはこの時間差や変化と関連する量は、第２の
量として役立ち、この量は脈波速度またはその変化の大
きさを示す。

【００３２】

【実施例】次に、図に示した実施例に基づいて本発明の
対象物を詳しく説明する。

【００３３】図１には、体の部分１、すなわち生きてい
る人間の体の腕１が示してある。一部を概略的にかつ簡
略化して図２に示した腕１は、血管を有する。この血管
には、腕全体にわたって延びる大きな動脈３が含まれる
。この動脈のうち、前腕内にある動脈の一部が半径方向
に図示され、血液の拍動によって生じる全身する拡がり
部３ａを有する。動脈３はそれに沿って分配および分岐
された小さな動脈４と細動脈（小動脈）５によって、毛
細血管６の端部に接続されている。その際特に、体の表
面の近くで皮膚の中およびまたは下において皮膚に対し
て少なくともほぼ平行に延びる多数の小動脈が存在する
。小動脈５とつながっていない毛細血管６の端部は、小
静脈７を介して大きな静脈８に接続されている。

【００３４】図１と図２に示した装置１１は血圧測定と
脈拍数測定の働きをし、腕１すなわち前腕の外側に設け
られたセンサ手段１３を備えている。このセンサ手段は
腕１に取り外し可能に取付けられたホルダー１５を有す
る。このホルダーは細長くて、小さな板状または帯片状
のホルダー本体１７を備えている。このホルダー本体は
例えば少しだけ可撓性があり、電気絶縁性の合成樹脂か
らなっている。ホルダー本体の長手方向は腕の長手方向
とほぼ平行であり、その一方の面が腕に接触している。 ホルダー１５の取り外し可能な固定は例えば、図示して
いない取り外し可能な接着連結手段によって行うことが
できる。この接着連結手段は例えば、腕１とホルダー本
体１７の間に配置され、両側が接着する接着テープ、お
よびまたはホルダー１５の外側でホルダーと腕い接着さ
れた少なくとも一つの接着テープを備えている。ホルダ
ー１５は接着連結手段の代わりに、腕１を取り囲むマン
シェットを備えていてもよい。このマンシェットはマジ
ックテープ（ベルクロ：商標名）または他の止め具を備
えている。

【００３５】ホルダー１５は第１のセンサ２１と第２の
センサ２３を保持している。両センサ２１，２３は腕１
と動脈３の長手方向において互いに間隔をおいて設けら
れ、例えばホルダー本体１７に取り外し可能にまたは取
り外し不能に固定、例えばしっかりと接着されている。 各センサ２１，２３は例えばほぼ円筒状のケーシング２
５を備えている。このケーシングの中には、少なくとも
一つの光放射器（送光器）２７と少なくとも一つの受光
器２９が配置されている。両センサの光放射器２７と受
光器２９はそれぞれ一つのオプトエレクトロニクス変換
器、すなわちレーザ発光ダイオードまたはフォトダイオ
ードを備えている。光放射器のレーザ発光ダイオードは
運転中、コヒーレントな単色を光を発生する。この光の
波長は７８０〜８２０ｎｍであり、例えばほぼ８１０ｎ
ｍである。既述のように、近赤外線の範囲にあるこのよ
うな光は、腕の中の組織や、腕１内のすべての動脈、特
に大きな動脈３の壁を通過する。両センサ２１，２３の
光放射器２７は次のように配置されている。その放射中
心軸線、すなわち光放射器から腕１内に放射された光波
の束の中心軸線が、腕１の表面、腕の長手方向および動
脈３に対してほぼ直角に延びるように配置されている。 受光器２９は同様に、腕１の表面に対してほぼ直角方向
に腕から出る光を受光できるように配置されている。セ
ンサ２１，２３は例えば、英国のデボンのＭｏｏｒ　　
ＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓＬｔｄ．　によってＭＢＦ３Ｄ
の名称で製作販売されている二管路型血流モニタのよう
な、各々一つの光放射器と受光器を備えたセンサによっ
て形成可能である。その際、センサ２１，２３は、放射
中心軸線が大きな動脈３と交叉するようあるいは交叉し
ないように配置可能である。

【００３６】図２においてａで示した、両センサ２１，
２３相互の間隔は好ましくは、少なくとも３ｃｍである
。特に、光放射器が大きな動脈３の方へ向いていないと
きには、間隔ａが比較的に大きく、例えば少なくとも６
ｃｍかほぼ６ｃｍであると有利である。図１の両センサ
が前腕に設けられているときには、間隔ａは例えば約１
０ｃｍ以下であるかまたは約１５ｃｍ以下である。しか
し、一方のセンサを上腕に、そして他方のセンサを前腕
に固定してもよい。この場合、伸ばした腕に沿った間隔
は、前記の値よりも大きくすることができる。２個のセ
ンサ２１，２３は例えば直径が約７ｍｍで、軸方向の長
さが５ｍｍである。センサ手段１３は必要スペースが狭
く、軽量であり、そしてＲｉｖａ−Ｒｏｃｃｉの方法で
作動する装置と異なり、膨らませたり空気を抜いたりし
なければならないマンシェットを備えていない。更に、
後述する測定時に、変形およびまたは動かさなければな
らない部品を備えていない。従って、センサ手段はそれ
を取付ける患者をあまり不快にさせない。

【００３７】センサ手段１３の両センサ２１，２３は電
気ケーブル３５によって表示および監視装置４１に導電
的に接続されている。この表示および監視装置は検査を
する人から離して、例えばテーブルやベッド台のブラケ
ットに設けられている。表示および監視装置は一つのケ
ーシングを有する１個の機器を備えているが、分離した
ケーシングを有する複数の機器によって形成してもよい
。装置４１は図２に記入したブロック線図を有する、ケ
ーシング内およびまたはケーシング上に設けられた電子
回路手段４３、いろいろな測定値をデジタルおよびまた
はアナログで表示するための少なくとも１個の表示装置
４５、および手動操作可能で、例えば押圧およびまたは
回転およびまたは傾動可能な切換およびまたは操作機構
４７を備えている。更に、少なくとも一つの光学式アラ
ーム信号発信器５３を備えた警報装置５１が設けられて
いる。この発信器は発光ダイオードおよびまたは小型ラ
ンプからなっている。警報装置５１は更に、少なくとも
１個の音響信号発信器を備えていてもよく、およびまた
はこのような発信器に電気的に接続されていてもよい。 機器が病院で使用される場合には更に、複数の機器の装
置４１が導電体を介してまたは無線で、アラーム信号や
場合によっては測定値を、中央の監視および警報装置に
伝達可能である。この監視および警報装置は光学式およ
びまたは音響式アラーム信号発信器を備えている。

【００３８】電子的な回路手段４３は、両センサ２１，
２３の光放射器２７と受光器２９のオプトエレクトロニ
クス変換器に導電的に接続された記憶および検出装置６
１を備えている。この記憶および検出装置は、例えば連
続パルス（パルス列）からなる少なくとも一つの励起電
圧を発生し、かつ光放射器２７に供給するために、例え
ばパルス発生器によって形成された少なくとも一つの励
起電圧源を備えている。従って、この光は例えば光パル
スは腕内に放射される。装置を使用する場合には、腕１
を流れる動脈血の血球から反射した光、正確に言えば血
球から散乱して戻った光が、受光器２９に達する。この
受光器の変換器はこの光を電気的な信号に変換する。記
憶および検出装置６１は更に、散乱して戻った光に基づ
いて、両センサ２１，２３による腕１の測定範囲内で拍
動する動脈血の流速を検出するために、他の回路手段を
備えている。その際、装置６１は、血液の前記流速の瞬
間値の大きさをアナログまたはデジタルで示す電気な信
号または値を発生することができる。供給および検出装
置６１は、従来技術の欄で引用した文献で、流れ方向に
対して横方向に向けられた光放射器について記載されて
いることと同じようにまたは類似して、流速を検出する
ことができる。装置６１は更に、例えばＭｏｏｒ　　Ｉ
ｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ　　Ｌｔｄ．からＭＢＦ３Ｄの名
称で手に入れることができる既述の二管路型血流モニタ
の回路と同じにまたは類似するように形成可能である。

【００３９】表示および監視装置は電子的な回路手段を
備えた校正値入力装置（標準値入力装置）６３を備えて
いる。この回路手段は手動操作可能な操作機構４７の少
なくとも一つに接続されている。

【００４０】供給および検出装置６１は評価装置６５に
接続され、測定時に両センサ２１，２３での流速の程度
を示す前記の電気的な信号または値をこの評価装置に供
給する。標準値入力装置６３は同様に、評価装置６５に
接続されている。それによって、校正（目盛り定め）時
に、アナログまたはデジタルの電気的な信号または値に
よって示された標準値がこの評価装置に供給される。評
価装置６５は好ましくは、マイクロプロセッサ、デジタ
ルで示したデータを記憶するための少なくとも一つの記
憶装置、および必要な場合にはアナログ／デジタル変換
器またはデジタル／アナログ変換器を備えている。評価
装置６５の出力部は表示装置４５および警報装置５１に
接続されている。図２のブロック線図では、電子回路手
段４３が三つの機能的なブロック、すなわち装置６１，
６３，６５に分割され、例えばこのブロックまたは装置
の或る部分が一つの同一の統合回路によっておよびまた
は一つの同一のマイクロプロセッサによって形成可能で
ある。

【００４１】若干の測定について詳しく説明する。既に
述べたように、装置の運転時に、動脈血の血球から反射
または散乱して戻った光は、両センサ２１，２３の受光
器２９に達する。その際、動脈血から反射した光に加え
て、静脈血または組織部分または腕１の他の構成要素か
ら散乱した光も、受光器に達する。しかし、受光器に達
した光のうち、拍動する動脈血から散乱した光だけが脈
の拍子に合わせて時間的に変化するので、供給および検
出装置６１は拍動する光成分を濾過するかまたは他の方
法で認識し、そして動脈血の流速を検出する。

【００４２】冒頭で既に検討したように、血液の間歇的
な吐出は周期的におよび拍動と同期して、時間的な血圧
変化を生じる。この血圧変化は脈波速度で拡がる。心拍
によって生じる圧力最大値は流速の最大値と関係があり
、動脈３内で既述の拡がり部３ａを生じる。この拡がり
部は脈波速度ｃｐｗで、血液の流れ方向に動脈３に沿っ
て前進する。血液の流れ方向と圧力変化や拡がり部３ａ
の拡大方向は、図２において矢印で示してある。拡がり
部または正確に言えばその最大部は先ず第１のセンサ２
１を通過し、そして通過時間Ｔａ　の後で第１センサか
ら距離ａだけ離れた第２のセンサ２３を通過する。従っ
て、両センサにおいて動脈に発生する流速の最大値は、
通過時間Ｔａ　だけ時間的に互いにずれる。両センサは
前述のように、その光放射器から発生した光線の束が大
きな動脈と交叉するように配置されている。このように
配置されると、動脈を流れる血液から反射した光が受光
器に達することができる。このような場合、動脈３を流
れる血液の流速を直接検出することができる。このよう
な前提のもとで、および両センサ２１，２３の間の動脈
３の区間が、腕に接触する両センサの面の中心の接続直
線に対して平行に延びるという前提のもとで、脈波速度
は次式に従って計算可能である。

【００４３】

【数４】 実際は、動脈３は、センサを結ぶ前述の接続直線に対し
て正確に平行ではない。しかし、脈波速度は依然として
通過時間Ｔａ　に対して逆比例する。

【００４４】既述のように、腕１の中に放射される光線
の束が大きな動脈３でなく、小さな動脈血管、特に腕の
表面に対して多少平行な小動脈５と交叉するように、セ
ンサを配置することができる。この小動脈が比較的に短
くて細い動脈４によって大きな動脈３に接続されている
ので、小動脈５内の脈波の時間的な経過は、センサを配
置した測定範囲を含む大きな動脈３の区間内の脈波の時
間的な経過に対して比較的に少しだけずれる。少なくと
も、両センサの測定範囲内にある小動脈が動脈３に沿っ
て互いに間隔をおいて設けられた分岐部のところでこの
動脈に接続されるような大きさに間隔ａが選択されると
、脈波速度は同様に少なくともほぼ、数４の式によって
決まり、いかなる場合でも通過時間Ｔａ　の逆数に対し
て比例する。

【００４５】供給および検出装置６１から評価回路６５
に供給された信号の両連続体から、通過時間Ｔａ　を算
出し、脈波速度の大きさを示す電気的な特にデジタルの
信号を生じるよう、評価回路６５が形成されている。す
なわち、両センサによって検出された測定値から、二つ
の量の相対値が算出され、電気的な信号で示される。こ
の信号のうち一方は、両センサ２１，２３の一方での流
速の大きさを示し、他方は動脈３内の脈波速度の大きさ
を示す。流速が脈に合わせて変化するので、電子的な回
路手段４３は脈拍数も検出する。更に、振幅値または拍
動性の流速の時間的な平均値を検出し、電気的な信号で
表すように、回路手段を形成することができる。更に、
回路手段は例えば両センサで測定された振幅値の平均値
または流速の時間的な平均値を求めることができる。

【００４６】血圧の連続的な測定を行うために、装置１
１は、一時的にのみおよび測定時間全体と比較して短い
時間の間だけ使用される、図１において一点鎖線で示し
た付加的な校正−測定装置７１によって、校正される。 この校正−測定装置は膨らまし可能なマンシェット７３
と、このマンシェットに接続された測定機器７５とを備
え、Ｒｉｖａ−Ｒｏｃｃｉの方法で血圧を測定するよう
形成されている。校正のために、マンシェット７３は腕
１にセンサ手段１３を固定した後、一時的に体の一部、
しかも他方の腕２の上腕に取付けられる。その際、マン
シェット７３とセンサ手段１３は好ましくは同じ血流路
に沿って配置されない。なぜなら、マンシェットによる
血流の絞断と、マンシェットを取り外した後或る時間の
間存在する絞断の後作用が測定エラーを生じ得るからで
ある。そして、切換およびまたは操作機構４７によって
、装置１１の表示および監視装置４１は校正モード、す
なわち校正のための運転態様にもたらされる。同時に付
加的な校正−測定装置７１によりＲｉｖａ−Ｒｏｃｃｉ
の方法で、冒頭に述べた方式で、収縮期血圧ｐｓ　と拡
張期血圧ｐｄ　の値と、場合によっては血圧の中間値が
測定される。校正−測定装置によって検出された校正値
（標準値）は、切換およびまたは操作機構４７の少なく
とも一つによって校正値入力装置６３を介して評価装置
６５に手動で入力される。しかし、表示および監視装置
４１と校正−測定装置７１を次のよいうに形成してもよ
い。すなわち、校正時に、この両装置４１，７１を、ケ
ーブルや差し込み継手を介して一時的に互いに連結する
ことができるように形成してもよい。この場合更に、校
正−測定装置７１は装置１１の校正のために必要な校正
値の少なくとも一部を電気的な信号の形で自動的に装置
４１に供給することができる。装置１１が一方または他
方の方法で校正されると、校正−測定装置７１のマンシ
ェット７３は腕１から再び取り外すことができる。一方
、センサ手段１３は測定時間の終わりまで腕１に固定さ
れたままである。

【００４７】測定が長い時間、例えば数日にわたる場合
には、装置１１は校正−測定装置７１によってときどき
、例えば毎日一回、新たに校正することができる。

【００４８】測定した値から、流速と脈波速度および血
圧の校正値をどのようにして検出し得るかについて説明
する。そのために先ず、測定される血管が強い壁を有す
る円筒状管からなると仮定する。単位時間当たりの単位
容積で測定した、硬い壁を有し、内径がｒで長さがＬの
管を通る流量Ｑは、層流の場合には、Ｈａｇｅｎ−Ｐｏ
ｉｓｅｕｉ−ｌｌｅ　の法則に従って、次式によって求
められる。

【００４９】

【数５】 その際、ｐＬ　は長さＬの短管にわたって存在する圧力
ｅｔａ　は動的な粘性係数を表す。

【００５０】数５の式で等号の両辺の大きさが、予め硬
い壁を有する管と見なした血管の内部横断面積または通
過横断面積Ｆによって割られると、流速について次の式
が生じる。

【００５１】

【数６】 血管が硬い壁を有するという簡単化した仮定の下では、
瞬間的な血圧ｐは圧力差ｐＬ　に比例し、数５と数６の
式に従って瞬間的な流量Ｑと瞬間的な流速ｖに比例する
。 前記の仮定と、測定時の血液の粘性は一定であるという
仮定の下では、流速ｖと血圧ｐの関係は次式によって表
される。

【００５２】

【数７】 ここで、ｋｖ　は定数である。血管の壁が仮定に従って
硬ければ、ｒ２　も一定である。よって同様に一定であ
る商ｋｖ　／ｒ２　は校正時に求めることができる。血
圧を求めるためには、流速ｖを測定し、数７の式に従っ
て前記商に掛け算するだけでよい。

【００５３】しかし、前述のように、動脈の血管の壁が
実際には弾性的に膨張可能であるので、圧力上昇時には
、血液の流速に加えて、血管の内径ｒと通過横断面積が
増大する。

【００５４】血管を、弾性的に膨張可能な壁を有する管
であると解すると、外周と直径の相対的な膨張ｅｐｓｉ
ｌｏｎは次式によって表される。

【００５５】

【数８】 ここで、ｍｕは血管の壁の横方向収縮係数であり、Ｄは
血管の外径である。

【００５６】すなわち、血管の膨張は血圧ｐと弾性係数
Ｅの間の関係に依存する。勿論、それとは逆に、膨張お
よび血圧は弾性係数に依存する。例えば、心臓の搬送出
力が一定である場合、膨張が小さいと、血圧が増大する
。血管壁の内径ｒと弾性係数Ｅは、測定される血管の種
類、検査すべき人の個々の解剖学的な特徴、および血管
の生理学的状態に依存する。例えば、弾性係数は若いス
ポーツマンの場合には動脈硬化症の年寄りの人よりも小
さい。更に、内径およびまたは弾性係数は測定時間中比
較的に迅速に変化し得る。このような変化は例えば、動
脈の壁に属する筋繊維の張力の変化によって生じ得る。 動脈の血管の筋繊維の張力は例えば、消化のために、血
流の大部分が一時的に消化器に導かれるかあるいは皮膚
の血色が周囲温度の変化に適合するため変化するときに
、変化し得る。更に、上記の筋繊維の張力は検査する人
の行動や気分によって影響を受ける。しかし、血管の壁
の弾性係数Ｅは数２または数３の式に従って、脈波速度
ｃｐｗと関係がある。従って、脈波速度またはそれから
導き出される値は、弾性係数の相対的な値の大きさを表
す。

【００５７】ｖが変化すると、数７の式のｒ２　は実際
は前記の仮定と異なり、一定ではなく、同様に変化する
。 流速ｖに加えて測定される脈波速度ｃｐｗが数２または
数３の式に従って弾性係数Ｅの大きさを表すので、評価
装置６５によって測定値ｖとｃｐｗを評価する際に、弾
力性の影響を考慮することができる。

【００５８】比較測定が行われる。この場合、本発明の
装置によって流速ｖと脈波速度ｃｐｗが、そしてＲｉｖ
ａ−Ｒｏｃｃｉの方法による校正−測定装置７１によっ
て血圧が同時に測定される。この比較測定では、脈波速
度ｃｐｗが一定の場合、血圧ｐと流速ｖおよび流量Ｑの
間の非常に緊密な相互関係がある。これに対して、脈波
速度が変化すると、血圧と流速の関係も変化する。

【００５９】脈波速度が一定である場合には、ｖの値に
ｐの値が一義的に対応する。脈波速度が変化すると、こ
れはｖとｐの間の関係の変更を生じる。しかしその際、
脈波速度の値が変わらないでそのままの場合には、ｖと
ｐの間に一義的な関係が生じる。

【００６０】既に述べたように、評価回路６５は、励起
−および検出回路６１から電気的信号の形で供給される
測定値から、両センサ２１，２３での瞬間的な流速およ
びまたは流量の大きさを示す値と、脈波速度のための相
対的値を計算することができる。更に、必要な場合には
、脈波速度のための測定時に検出される測定値から、弾
性係数の大きさを示す量を計算で求めることができる。 入力された校正値から求められた値と、両測定量の値、
すなわち流速およびまたは流量の値と脈波速度の値が、
前記の方法で次のように互いに関連するように、評価装
置６５が形成されている。すなわち、量が求められ、電
気的信号で示されるよう互いに関連するように、形成さ
れている。この量は、少なくとも血圧の特性値の大きさ
、すなわち非常に重要な収縮期血圧ｐｓ　のための大き
さを表す。更に、評価装置６５は例えば、脈拍の周期に
わたって時間的に平均した平均血圧（　ｐの平均値）の
大きさおよびまたは拡張期の血圧ｐｄ　の大きさを表す
電気信号を発生する。更に、評価装置６５は特に、脈拍
数ｆを示す電気信号を発生する。

【００６１】評価装置６５は流速と脈波速度からいろい
ろな方法で血圧を検出することができる。その若干の例
について説明する。血圧ｐは例えば次式によって表され
る。

【００６２】

【数９】 ここで、ｋ１　とｐ１　はそれぞれ定数であり、ｆ１　
（ｖ，ｃｐｗ）は変数ｖとｃｐｗに依存する関数である
。この場合、“関数”の概念は非常に一般的に理解され
、任意の形で定められた相関規則を含む。この規則は、
独立した変数ｖ，ｃｐｗの関連のない値または値範囲の
対に、それぞれ一つの関数値を対応させる。例えば、上
記の比較測定に基づいて、所定の測定範囲内にある変数
ｖ，ｃｐｗの値または値範囲に関数ｆ１　を対応させる
表を作ることができる。この表は装置の製作時または製
作後、評価装置の記憶装置、例えばＲＯＭ記憶装置に記
憶させることができ、その後実施されるすべての測定の
ために使用される。

【００６３】校正のために短い時間しか必要としないの
で、校正の間、脈波速度は通常は一定である。従って、
校正時に一方では校正−測定装置７１によって収縮期と
拡張期の血圧を測定し、他方では本発明による装置１１
によって少なくともほぼ同時に、例えば同じ心拍時に、
脈波速度の存在時にこの二つの血圧値に対応する流速ｖ
の値を測定することができる。校正−測定装置７１によ
って測定された血圧値は、校正値入力装置６３によって
評価装置６５に供給可能である。この評価装置は二つの
定数ｋ１　，ｐ１　を決め、そして次の校正まで、消し
得る記憶装置に記憶させる。評価装置は更に、測定時に
測定されたｖ，ｃｐｗを、記憶された表に基づいて、関
数ｆ１　（ｖ，ｃｐｗ）の値に対応させ、この値から数
９の式に従って血圧の瞬間値を計算することができるよ
うに形成およびまたはプログラミング可能である。　　
更に、関数ｆ１　（ｖ，ｃｐｗ）は良好な近似法で二つ
の関数ｇ１　（ｖ）とｈ１　（ｃｐｗ）の積に分割可能
であることが判った。この関数のうち、第１の関数はｖ
だけに依存し、第２の関数はｃｐｗだけに依存する。す
なわち、血圧は次式によって近似的に表すことができる
。

【００６４】

【数１０】 従って、比較測定の際に二つの変数に依存する関数ｆ１
　の値を算出して記憶する代わりに、比較測定時に両関
数ｇ１　（ｖ）とｈ１　（ｃｐｗ）の値をｖとｃｐｗの
いろいろな値について決定し、表の形で記憶することが
できる。測定を行う際に、評価装置はｖとｃｐｗの測定
値に対応する関数ｇ１　（ｖ）またはｈ１　（ｃｐｗ）
の値を記憶した表から呼び出し、数９の式に従って血圧
ｐを算出する。

【００６５】更に、比較測定で算出したデータから、数
学的近似法によって、すなわち平衡または後退計算によ
って、“具体的な”関数を導き出すことができる。この
関数は予め概略的に定義した関数ｆ１　または関数ｇ１
　，ｈ１　の少なくとも一方である。この場合、“具体
的な”関数とは、例えばべき級数のように関数値を計算
するための計算規則を示す。評価装置のマイクロプロセ
ッサは、ｖおよびまたはｃｐｗの測定値から、前記の計
算規則によって、当該の関数の値を計算することができ
るように、プログラミングされている。数１０の式に基
づく評価が行われると、両関数ｇ１　，ｈ１　の値が計
算規則に従って計算されるかまたは両関数ｇ１　，ｈ１
　の一方の値が記憶された表から呼び出され、他方の関
数の値だけが計算規則に従って計算される。既述のよう
に、血管が強いを壁を有する場合には、ｐはｖに比例す
る。従って、場合によっては、関数ｆ１　（ｖ）の値と
して、変数ｖの値を使用し、数１０の式でｆ１　（ｖ）
をｖによって置き換えることができる。

【００６６】更に、理論に基づいて、あるいは理論的な
導き出しと比較測定の結果の組合せによって、校正によ
って決まる二つの定数を有する他の具体的な式を導き出
すことができる。勿論、血圧ｐと変数ｖ，ｃｐｗの関係
を、数１０と数１１の式の代わりに、校正によって検出
される定数を一つだけ含む式によって表すことができる
。

【００６７】既述のように、校正時に、収縮期と拡張期
の血圧の値に加えて、この血圧値の間にある少なくとも
一つの中間値を測定し、校正値として使用することがで
きる。更に、装置１１により、この血圧中間値またはす
べての血圧中間値に対応する流速ｖの値を測定すること
ができる。これは、校正によって決めることができる三
つ異常の定数を含む式によって、血圧ｐと測定した可変
量ｖ，ｃｐｗとの関係を表すことができる。

【００６８】ここで、評価回路は拡張期の血圧を校正値
から“直接的に”、あるいは場合によって検出される平
均血圧から“間接的に”算出することができる。すなわ
ち、脈周期にわたって時間的に平均化された平均血圧は
収縮期の血圧ｐｓ　と拡張期の血圧ｐｄ　と関係がある
。実験に基づく考察では、この関係を次式によって表す
ことができる。

【００６９】

【数１１】 この式を変形することにより、拡張期の血圧について次
式が当てはまる。

【００７０】

【数１２】 この両式において、ｋは測定範囲として選択された体の
範囲に依存し、少なくともほぼ時間的に一定である数で
ある。この数は中央の動脈血管、すなわち流路に沿って
心臓のところにある動脈血管については、約２の値であ
り、周辺の動脈血管、すなわち流路に沿って心臓から比
較的に離れている動脈血管については約３の値である。 腕の大きな動脈３について、ｋは２と３の間の値である
が、２に近い値である。

【００７１】間接的な方法の場合には先ず、平均の血圧
と収縮期の血圧ｐｓが検出される。その後、この平均の
血圧と収縮期の血圧ｐｓ　から、数１２の式によって拡
張期の血圧が計算される。数１１と数１２の式に含まれ
る数ｋは例えば、選択した測定個所に依存して、手動で
入力されるかまたは場合によっては入力した血圧校正値
と校正モードで装置１１によって検出された測定値とか
ら、評価装置６５によって自動的に決定される。拡張期
の血圧の“間接的な”検出は例えば場合によっては、拡
張期の血圧の測定値の不正を、零点移動によって低減す
るために有利である。

【００７２】数５と数６の式では、流量と圧力の関係が
、強い壁の管を通る流れのときに、ひいては血管を通る
流れの場合に、粘性に依存する。しかし、血液の粘性率
は通常は時間的に少しだけゆっくりと変化する。例えば
装置が毎日一度校正されると、粘性率は相前後する校正
の間の測定インターバルでは、実質的に一定である。 しかし、粘性率は場合によっては医学的な処置によって
変えることができる。このような処置を行う場合には、
装置はこのような処置を行う度毎に新しく校正される。 装置は更に、粘性の程度と、例えば既述の動的粘性率の
相対値ｅｔａおよびまたは運動粘性率ｎｕの程度を示す
量を検出するよう形成することができる。

【００７３】測定時に、表示装置４５は収縮期血圧ｐｓ
　、平均血圧およびまたは拡張期の血圧ｐｄ　の検出値
および脈拍数ｆと場合によっては他の値を表示する。こ
こで、装置１１は血圧のいろいろな値と、場合によって
は脈拍数の値を、心拍または脈拍の度に新たに検出し、
表示することができる。しかし、装置１１はその代わり
に、ｐｓ　、ｐの平均値、ｐｄ　の値を、心拍または脈
拍に関して時間的に平均化し、そして時間的に平均化し
たこの値を表示することができる。表示装置４５は複数
の値、例えばｐｓ　、ｐの平均値、ｐｄ　、ｆを同時に
連続して表示するよう形成することができる。しかし、
表示装置は表示可能ないろいろな値またはこの値の一部
を交互に表示するようにしてもよい。この場合例えば、
少なくとも一つの切換およびまたは操作機構を操作する
ことによって、複数の値のどの値を表示するかを選択す
ることができる。

【００７４】切換およびまたは操作機構４７は少なくと
も一つの限界値を調節することができる。装置１１は例
えば、操作人が収縮期血圧と脈拍数の少なくとも一つの
下側と上側限界値を入力できるように形成可能である。 装置１１の評価装置６５は測定時に、連続して新しく検
出したｐｓ　とｆの値を、所定の限界値と比較し、限界
値を上回るときにまたは下回るときに、対応する電気信
号を発生し、そして警報装置５１および場合によって付
加的に設けられた中央の監視および警報装置に供給する
ことができる。当該の限界値を上回ることとあるいは下
回ることは、付設の警報装置５１の光学式アラーム信号
発信器５３と光学式およびまたは音響式アラーム信号発
信器によって信号化される。更に、血圧と脈拍数のため
の検出される値は記憶およびまたは記録される。

【００７５】図３には、大きな動脈１０３を有する肢１
０１が示してある。この動脈は拍動して流れる血液によ
って生じる、脈波速度と共に前進する拡がり部１０３ａ
を有する。図３において肢１０１の外側に設けられたセ
ンサ手段１１３は、肢１０１に取り外し可能に固定され
たホルダー１１５、第１のセンサ１２１および第２のセ
ンサ１２３を備えている。この両センサ１２１，１２３
はセンサ２１または２３と類似して、肢に沿って互いに
ずらして設けられている。しかし、オプトエレクトロニ
クス変換器の代わりに、それぞれ少なくとも一つの超音
波変換器１２５を備えている。ホルダー１１５は腕１０
１の長手方向に対して直角の切断面で、腕に接触する側
が、平らで真っ直ぐであるかやや曲がっている。更に、
ホルダーは場合によっては少しだけ可撓性であってもよ
い。それによって、腕１０１の表面に良好に接触するこ
とができる。各超音波変換器１２５は少なくとも一つの
圧電式要素を備え、そして次のように形成されている。 すなわち、超音波の放射器および受信器としての働きを
し、電気的な信号、すなわち電圧パルスを超音波に変換
し、散乱して戻った超音波を電気的信号に変換すること
ができるように形成されている。変換器と、図３におい
て両方向矢印で示したその放射／受信の主方向およびま
たは中心軸線は、腕１０１と動脈１０３の長手方向に対
してほぼ直角である。圧電式要素の腕１０１側と腕の表
面との間には、超音波伝導体１２７が設けられている。 この伝導体は例えばポリエチレングリコール製のゲル状
物質からなっている。

【００７６】センサ１２１，１２３の超音波変換器１２
５は、図示していない表示および監視装置の電子的な回
路手段の供給および検出装置に導電的に接続されている
。供給および検出装置は、超音波変換器が超音波をパル
ス状に腕の中に放射し、連続するパルスの間で反射また
は散乱して戻った超音波を受信するように形成されてい
る。変換器は、それから発生した超音波の束が動脈１０
３と交叉するように腕１０１に設けられている。大きな
動脈１０３に侵入する超音波は、動脈１０３を通って流
れる血液から少なくとも一部が散乱およびまたは反射す
る。図示していない表示および監視装置の電子的な回路
手段は次のように形成されている。すなわち、散乱して
戻った超音波を受信するときにセンサ１２１，１２３に
よって発生した電気信号から、血液の流速の程度を示す
量生じるように、形成されている。その際、流速の測定
は例えば、冒頭で引用した文献から知られている、流れ
方向に対して横方向の超音波の束のために使用される方
法と同じかまたは類似の方法で行うことができる。

【００７７】センサ手段１１３を備えた装置の残りの部
分は、装置１１について述べたことと同じように形成さ
れ、同じような機能を有する。

【００７８】図４には、大きな動脈２０３を有する腕２
０１が示してある。この動脈は前進する拡がり部２０３
ａを有する。図４に示したセンサ手段２１３は、腕に取
り外し可能に固定されたホルダー２１５を備えている。 このホルダーには２個のセンサ１２１，１２３が固定さ
れている。このセンサはそれぞれ、圧電式要素を有する
少なくとも一つの超音波変換器１２５を備え、超音波を
パルス状に放射するための超音波放射器および超音波受
信器としての働きをする。超音波変換器２２５は超音波
変換器１２５と異なり、その放射／受信−主方向および
または中心軸線が、腕２０１と大きな動脈２０３の長手
方向に対して傾斜するように配置されている。それによ
り、大きな動脈２０３を流れる血液の流れ方向に対して
平行な構成部品を有する。腕２０１と、変換器２２５の
腕側または端部の間に、超音波伝導体２２７が設けられ
ている。この伝導体はポリエチレングリコールで作るこ
とができる。

【００７９】センサは図示していない表示および監視装
置に接続されている。この表示および監視装置の電子的
な回路手段は、ドプラー効果に基づいて流速を検出でき
るように形成されている。

【００８０】血液の粘性は特に、血液の単位容積に含ま
れる赤血球および場合によっては白血球の数、大きさお
よび構造によって決まる。光波と超音波は血液内で特に
その血球によって散乱する。光と超音波の散乱から、動
的粘性率およびまたは運動粘性率の程度およびまたはそ
の時間的な変更の程度を示す量を導き出すことができる
。従って、散乱した光または超音波を捕らえるための装
置は既述のように、散乱に基づいて、血液の粘性または
少なくともその変更の程度を示す量を検出するための手
段を備え、かつ検出できるように形成されている。

【００８１】図５と図７には、大きな動脈３０３を備え
た腕３０１が示してある。同様に図５に示してある装置
３１１は、電気的なインピーダンスまたはアドミタンス
を検出することによって血圧を測定するよう形成されて
いる。装置３１１は腕３０１に取り外し可能に固定され
た２個のセンサ３２１，３２３を有するセンサ手段３１
３を備えている。このセンサは腕に沿って互いに離して
設けられている。その際、例えば、一方の第１のセンサ
３２１は上腕に固定され、他方の第２のセンサ３２３は
下腕に固定されている。図６と図７には両センサの一つ
が示してある。両センサはそれぞれマンシェット３２５
を備えている。このマンシェットは可撓性および導電性
を有し、場合によっては少し弾力性がある帯３２７を備
えている。この帯３２７は使用時に腕の方のその側に、
４個の接触電極３２９を備えている。この接触電極は可
撓性および導電性を有し、間隔をおいて並べて帯長手方
向に平行に延びる金属フィルム帯片からなっている。帯
３２７にはマジックテープ（ベルクロ：商標名）３３１
，３３３が固定されている。測定を行うために、各セン
サのマンシェット３２５は腕３０１の周りに巻き付けら
れ、接触電極３２９がこの腕に接触し、腕を完全に取り
囲む。その際、マンシェットはオーバーラップするその
端部分でマジックテープ３３１，３３３によって固定さ
れている。

【００８２】表示および監視装置３４１は電子的な回路
手段３４３を備えている。各接触電極３２９はケーブル
の導体によって、回路手段３４３に所属する供給および
検出装置３６１に接続されている。この供給および検出
装置は８０ｋＨｚ〜１００ｋＨｚの周波数の供給電圧ま
たは供給電流を発生し、両センサの最も外側の両電極に
供給するために１個または２個のジェネレータを備えて
いる。ジェネレータは各センサにおいて一定の振幅の電
流を腕３０１に供給できるように形成されている。供給
および検出装置３６１は更に、各センサの内側の両電極
の間から取出すことができる電圧から、各センサで電気
的なインピーダンスまたはアドミタンスを検出できるよ
うに形成されている。装置３６１は更に、時間的に脈拍
に合わせて変化するインピーダンスまたはアドミタンス
から、容量の程度を示す少なくとも一つの第１の量を求
めることができる。血管内の血液の容積はその通過横断
面積に比例し、血管の内径の２乗に比例する。血流の脈
動の際に、特に大きな血管の直径、容積および通過横断
面積が変化する。すなわち、上腕の動脈、トウ骨の動脈
および前腕の尺骨の幾分小さな動脈の直径、容積および
通過横断面積が変化する。インピーダンスとアドミタン
スの測定は、測定範囲にある少なくとも一つの動脈の通
過横断面積と内径の大きさを示す。装置３４１の電子的
な回路手段は更に、アナログまたはデジタルの形態で電
気的に行われる、導関数の最初の微分によって、時間の
後の容積を求めることができるように形成されている。 量測定範囲のための導関数または微分商は、両センサが
捕らえる腕範囲の動脈血管の流量の程度を示す。装置３
１１は二つの測定範囲において、第１の量を検出するこ
とを可能にする。この量は、血液の容積およびまたは流
量およびまたは少なくとも一つの血管の通過横断面積お
よびまたは内径の相対的な大きさを示す。この測定方法
の他の一般的な基礎については、冒頭で引用した文献を
参照されたし。

【００８３】供給および検出装置３６１は図示していな
い評価装置に接続されている。この評価装置は評価装置
６５と同じように、両センサで検出した脈動する第１の
値を時間的にずらすことにより、脈波速度を検出するこ
とができる。電子的な回路手段３４３に所属する評価装
置は更に、評価装置６５がｖとｃｐｗとから血圧を検出
するように、少なくとも一つの測定範囲で第１の値とし
て測定された少なくとも一つの変数のための脈波速度ｃ
ｐｗの測定値と校正値から、血圧を類似方法で検出する
ように形成可能である。第１の値として、流量またはそ
れに比例する通過横断面積が検出され、更に血管が硬い
壁を有すると仮定する場合には、血圧は数５の式に従っ
て比Ｑ／ｒ４　に対して比例する。

【００８４】図８に示す腕４０１には、センサ手段４１
３が取り外し可能に固定されている。このセンサ手段は
電気的なインピーダンスまたはアドミタンスを測定する
ために２個のセンサ４２１，４２３を備えている。セン
サ手段４１３は、全部で６個の接触電極４２９を有する
点で、センサ手段３１３と異なっている。測定時に、最
も外側の両電極４２９では、両センサにとって共通の高
周波の交流が腕に導入される。更に、両センサは一点鎖
線で示したそれぞれ一つのマンシェットを備えている。 しかし、一つの共通のマンシェットを備えていてもよい
。

【００８５】図５〜８に基づいて説明した装置は場合に
よっては、若干または全部の接触電極を、体の表面に対
して電気的に絶縁された電極によって置き換えることに
よって変更することができる。この電極は腕または他の
体の部分を取り囲む。電気的に絶縁されて体に取付けら
れたこの電極はそれぞれ、スプール状のアンテナを形成
する。このアンテナは同様に、インピーダンスまたはア
ドミタンスの測定を可能にする。

【００８６】冒頭で述べたように、装置は、第１の量と
して、動脈の直径、しかも特に大きな動脈の直径を、超
音波反射を用いて測定することができるように形成可能
である。この場合、装置は例えば、センサ１２１，１２
３と同じように超音波変換器１２５を有するセンサを備
えることができる。その際、電子的な回路手段は、動脈
壁の少なくとも一部、特にほぼ直径方向に対向する動脈
壁の二つの区間における超音波の反射に基づいて、電気
的な信号を求めることができるように形成可能である。 この電気的な信号は内径または外径または中間の直径を
瞬間的な値およびまたは時間的な変更の程度を示し、そ
れによって両センサにおける通過横断面積を示す。両セ
ンサのところで生じる、脈拍と同期する周期的な時間的
変化の間の時間的なずれから、脈波速度を検出すること
ができる。更に、測定量と入力した校正値から血圧を検
出することができる。これは、図１と図２に基づいて説
明した、流速を測定する装置１１と同様に行われる。

【００８７】本発明による装置の前述の実施形の場合に
は、動脈に沿ってずらして配置された同じような２個の
センサが設けられる。しかし、冒頭において述べたよう
に、第１の量を測定するためにセンサを一つだけ有する
センサ手段を設けることができる。

【００８８】脈波速度は例えば、同様に冒頭で説明した
ように、脈波の反射によって生じる、第１の量として測
定された変数の時間的な経過の影響から検出可能である
。これを図９に基づいて説明する。この場合、光または
超音波によって血液の流速ｖを第１の量として測定する
ために、１個のセンサと電子的な回路手段が設けられて
いる。図９は共通の横座標に時間ｔを記入した二つの部
分グラフを含んでいる。上側の部分グラフの場合、縦座
標に流速ｖが記入されている。上側の部分グラフの曲線
５０１は、ほぼ一つの脈拍周期の間の、動脈を流れる血
液の流速のほぼ概略化した経過を示している。下側の部
分グラフの場合、縦座標には微分商ｄｖ／ｄｔが記入し
てある。従って、下側の部分グラフの曲線５１１は前記
の微分商の経過を同様に概略的に示している。曲線５０
１に従って、流速ｖは心拍時に時点ｔ０　の最低値から
出発して上昇し始め、そして収縮期血圧の発生と少なく
ともほぼ重なる時点ｔ１　で、主たる最大値５０１ａに
達する。流速ｖはそして低下し、時点ｔ２　で中間最低
値５０１ｂに達し、そして再び上昇し、血圧曲線で拡張
期の節点を生じる時点ｔ３　で補助的な最大値５０１ｃ
に達する。更に、流速はほぼ最初の最低値まで再び低下
する。 これに応じて、微分商ｄｖ／ｄｔの経過を示す曲線５１
１は、時点ｔ１　，ｔ２　，ｔ３　でそれぞれ一つの零
点通過部５１１ａまたは５１１ｂまたは５１１ｃを有す
る。この場合、曲線は零点通過部５１１ａまたは５１１
ｃで零の線を上側から下側へ通過し、零点通過部５１１
ｂで下側から上側へ通過する。

【００８９】冒頭で述べたように、拡張期節点とひいて
はこれに付設された補助的な最大値５０１ｃは、心臓か
ら延びる主たる脈波と反射した脈波との干渉によって生
じる。従って、両最大値５０１ａ，５０１ｃの間の時間
差Ｔｄ　は、反射した脈波の通過時間、ひいては脈波速
度の大きさを示している。

【００９０】電子的な回路手段と、特に、脈波反射に基
づいて脈波速度を検出するために設けられる装置の評価
装置は、次のように形成されている。第１の量として測
定される流速によって、時間による第１の導関数、すな
わち微分商ｄｖ／ｄｔを求め、好ましくは時間による第
２の導関数、すなわち微分商ｄ２　ｖ／ｄｔ２　を求め
ることができるように形成されている。この微分は微分
回路によって電気的にアナログ形式で、あるいはマイク
ロプロセッサコンピュータによってデジタル形式で行う
ことができる。回路手段は微分商に基づいて時点ｔ１　
とｔ３　を確認し、時間差Ｔｄ　を測定する。時間差Ｔ
ｄ　またそれに関連する値、例えばその逆数は、脈波速
度の大きさを示す、第２の値を生じる。この値はデジタ
ルまたはアナログの電気的な信号で示される。

【００９１】第１の値として、流速ｖの代わりに、問題
となっている他の変数が測定される場合には、脈波速度
の大きさを示す値が、図９に基づいて流速ｖについて説
明したような方法で検出される。

【００９２】図１０には、腕３０１を有する人と、６１
１で示した血圧を測定する装置が図示してある。装置６
１１のセンサ手段６１３は腕６０１に取り外し可能に固
定された１個だけのセンサ６２１を備えている。このセ
ンサは例えば、光または超音波で流速を測定するために
役立つ変換器を備えている。しかし、センサは、第１の
値として使用可能な変数を、他の測定、例えばインピー
ダンスまたはアドミタンス測定によって検出できるよう
形成することができる。しかし、センサ手段６１３は例
えば検査する人の胸に固定されかつ少なくとも１個のセ
ンサ６２３を一緒に形成する接触電極を備えている。こ
のセンサ６２１と、センサ６２３の接触電極は、ケーブ
ルを介して表示および監視装置６４１に接続されている
。この表示および監視装置の電子的な回路手段は、セン
サ６２３の接触電極と共に、心電図検査の場合と同様に
、少なくとも一つの心筋の電流を検出し、心拍動曲線の
いわゆるＲ−ジグザグを検出できるように形成されてい
る。この場合、心臓収縮、すなわち心筋収縮と、心臓か
らの血液流出が達成される。装置６４１は更に、腕６０
１内の血液の流速またはセンサ６２１によって測定され
た、脈拍周期の間のその他の第１の値が最大値に達する
時点と、Ｒ−山状部との間の時間差を検出することがで
きる。この時間差とその変更あるいはこの時間差から導
き出された値とその変更は、脈波速度の程度とその変更
を示す。

【００９３】装置とその運転方法は更に、他の観点から
変形可能である。その際、特にいろいろ説明した装置ま
たは方法の特徴は互いに組合せ可能である。例えば、セ
ンサ２１，２３のように光放射器と受光器を備え、超音
波変換器を備えたセンサ１２１，１２３と同様に配置さ
れ、それによって腕に対して傾斜した方向から光を腕内
に放射し、光学的なドップラー効果−測定を行うことが
できるセンサを設けることができる。

【００９４】大きな動脈と交叉する光線の束または超音
波放射束による測定を行うときには更に、複数の同じ変
換器を備え、この変換器が前記の動脈に対して横方向に
互いにずれているセンサを設けることができる。このよ
うなセンサが前記の大きな動脈を含む腕に固定されると
、センサの正確な位置決めをせずに、変換器の放射中心
軸線が大きな動脈と交叉する。電子的な回路手段は測定
時に、脈拍によって最も強く調節された、その他の処理
のための変換器から信号を自動的に選択できるように形
成可能である。

【００９５】上記の本発明の装置と方法はすべて、長い
時間連続的にまたは少なくともほぼ連続的に、例えば心
拍の度に血圧を測定することができるという利点がある
。この場合、検査する人または場合によっては検査する
動物にとってあまり不快ではない。その際、校正のため
にのみ、Ｒｉｖａ−Ｒｏｃｃｉ法による１回の校正測定
または若干の少ない校正測定を行うだけでよく、測定時
間の大部分の間、マンシェットを膨らましたり空気を抜
いたりする必要がないという利点がある。

【００９６】上記の装置の一つを使用して行う、血圧測
定および脈拍数測定の方法は、治療において長い間監視
するために、および例えば病院で一般的な健康状態を明
らかにするため、人間医学的および動物医学的研究のた
めに、および治療薬の開発および試験の際に実施される
検査時に使用可能である。

【００９７】

【発明の効果】以上説明したように本発明の血圧測定装
置と方法は、マンシェットを交互に膨らましたり、排気
したりせずに、特に人または動物の血圧をほぼ連続的に
観察することができ、それにもかかわらず測定精度が良
好である。

【図面の簡単な説明】

【図１】人の腕に設けたセンサ手段を備えた血圧測定装
置の概略図である。

【図２】腕の一部と、この腕に固定された、光放射器と
受光器を有するセンサ手段の一部の概略縦断面図と、装
置の電子的な回路手段のブロック線図である。

【図３】腕の一部と、この腕に固定された、超音波変換
器を有するセンサ手段の概略縦断面図である。

【図４】腕の一部と、他の方式の超音波変換器を有する
センサ手段を一部手段の、図３と同様な縦断面図である
。

【図５】電気的インピーダンスまたはアドミタンスを測
定するための電極を備えた２個のセンサを有する、人の
腕に設けられたセンサ手段を備えた血圧測定装置の変形
例の概略図である。

【図６】図５の装置の、腕から取り外されたセンサの、
腕に接触する側の拡大平面図である。

【図７】図５に示した腕と、この腕に固定されたセンサ
の、図６よりも大きく拡大した簡略拡大横断面図である
。

【図８】電気的なインピーダンスまたはアドミタンスを
測定するための電極を備え、腕に設けられたセンサ手段
の変形例の概略図である。

【図９】脈波の反射に基づく脈波速度の検出を説明する
ためのグラフである。

【図１０】心筋電流を検出することによって脈波速度を
測定するよう形成された血圧測定装置と一の概略図であ
る。

【符号の説明】

３，４，５，１０３，２０３，３０３　　　　　　血管
１３，１１３，２１３，３１３，４１３，６１３　　　
　　　センサ手段 ２１，２３，１２１，１２３，２２１，２２３　　　　
　　センサ ２７　　　　　　光放射器 ４３，３４３　　　　　　回路手段 ６３　　　　　　校正値入力装置 ７１　　　　　　校正−測定装置 ７３　　　　　　マンシェット １２５，２２５　　　　　　超音波変換器３２９，４２
９　　　　　　電極

Claims (15)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】　　生きている体に取付けるためのセンサ
   手段（１３，１１３，２１３，３１３，４１３，６１３
   ）と、このセンサ手段（１３，１１３，２１３，３１３
   ，４１３，６１３）に接続された電子的な回路手段（４
   ３，３４３）とを備えた血圧測定装置において、時間的
   に脈拍に合わせて変化し、血圧と関係がある変数および
   またはその変化の大きさを示す量を検出し、かつ脈波速
   度およびまたはその変化の大きさを示す他の量を検出す
   るよう、センサ手段（１３，１１３，２１３，３１３，
   ４１３，６１３）と回路手段（４３，３４３）が形成さ
   れ、更に、この両量を関連づけることによって、血圧お
   よびまたはその変化の程度を示す少なくとも一つの量を
   求めるよう、回路手段（４３，３４３）が形成されてい
   ることを特徴とする血圧測定装置。
2. 【請求項２】　　少なくとも１本の動脈血管（３，４，
   ５，１０３，２０３，３０３）を含む、体の少なくとも
   一つの測定範囲で、第１の量として、動脈血液の流速お
   よびまたは流量およびまたは容量の瞬間的な値およびま
   たは脈拍と同期して行われる変更の大きさ、およびまた
   は少なくとも１本の動脈血管（３，１０３，２０３，３
   ０３）の横断面寸法およびまたは通過横断面積の大きさ
   を示す量を連続的に検出するよう、センサ手段（１３，
   １１３，２１３，３１３，４１３，６１３）と回路手段
   （４３，３４３）が形成されていることを特徴とする請
   求項１の装置。
3. 【請求項３】　　動脈血管（３，４，５，１０３，２０
   ３）を含む少なくとも一つの体の測定範囲内に波を放射
   し、動脈の血液から散乱した波を受信するために、セン
   サ手段（１３，１１３，２１３，３１３，４１３，６１
   ３）が少なくとも１個のセンサ（２１，２３，１２１，
   １２３，２２１，２２３）を備え、散乱し、少なくとも
   １個のセンサ（２１，２３，１２１，１２３，２２１，
   ２２３）によって受信された波から、量として、測定範
   囲を流れる血液の流速およびまたは流量を検出するよう
   、回路手段（４３）が形成されていることを特徴とする
   請求項１または２の装置。
4. 【請求項４】　　光波を体の少なくとも一つの測定範囲
   内に放射し、散乱して戻った光波を受信し、そして少な
   くとも一つの電気信号に変換するよう、センサ手段（１
   ３）が形成されていることを特徴とする請求項３の装置
   。
5. 【請求項５】　　光波を発生させるために少なくとも１
   個の光放射器（２７）が設けられ、この光波の波長が少
   なくとも７００ｎｍ、高々１２００ｎｍ、例えば８００
   〜１０００ｎｍであることを特徴とする請求項４の装置
   。
6. 【請求項６】　　超音波を体の少なくとも一つの測定範
   囲に放射するため、および散乱して戻った超音波を受信
   し、少なくとも一つの電気信号に変換するために、セン
   サ手段（１１３，２１３）が少なくとも１個の超音波変
   換器（１２５，２２５）を備えていることを特徴とする
   請求項３の装置。
7. 【請求項７】　　センサ手段（３１３，４１３）が電極
   （３２９，４２９）を備え、体の少なくとも一つの測定
   範囲から電気的なインピーダンスまたはアドミタンスあ
   るいはインピーダンスまたはアドミタンスの時間的な変
   更を検出し、それから、測定範囲内にある血液の容積お
   よびまたは流量の大きさおよびまたは測定範囲内にある
   少なくとも１本の血管の通過横断面積およびまたは内径
   の大きさを示す量を求めるように、回路手段（３４３）
   が形成されていることを特徴とする請求項１または２の
   装置。
8. 【請求項８】　　体の少なくとも一つの測定範囲内に超
   音波を放射し、動脈（１０３）の少なくとも一つの壁区
   間から反射した超音波を受信するために、センサ手段（
   １１３）が少なくとも１個の超音波変換器（１２５）を
   備え、動脈（１０３）の直径およびまたは通過横断面積
   およびまたは直径およびまたは通過横断面積の変更の大
   きさを示す量を検出するよう、回路手段が形成されてい
   ることを特徴とする請求項１または２の装置。
9. 【請求項９】　　二つの測定範囲が動脈（３，１０３，
   ２０３，３０３）に沿って互いに離して設けられている
   場合に、脈拍に合わせて周期的に発生する、量を形成す
   る変数の時間的な変更を検出するために、センサ手段（
   １３，１１３，２１３，３１３，４１３）が２個のセン
   サ（２１，２３，１２１，１２３，２２１，２２３，３
   ２１，３２３，４２１，４２３）を備え、両センサ（１
   ２，１３，１２１，１２３）で検出される、前記変数の
   周期的な時間的変更の間の時間的なずれから、脈波速度
   の大きさを示す量を検出するよう、回路手段（４３，３
   ４３）が形成されていることを特徴とする請求項１から
   ８までのいずれか一つの装置。
10. 【請求項１０】　　脈拍周期の間に生じる、収縮期血圧
    に相当する主極値（５０１ａ）と、心臓から離れて延び
    る脈波と反射した脈波との干渉によって生じる付加的な
    極値とを確認し、両極値（５０１ａ，５０１ｃ）の間の
    時間的または相状のずれを検出し、それから脈波速度の
    大きさを示す量を求めるよう、回路手段が形成されてい
    ることを特徴とする請求項１から８までのいずれか一つ
    の装置。
11. 【請求項１１】　　体の測定範囲で量として検出され、
    周期的に変化する変数に加えて、心筋の電流を検出し、
    かつ心筋の電流の時間的に変化する経過内の、各脈周期
    内で発生する所定の個所と、量として検出された変数の
    時間的な経過内の、各脈周期内発生する所定の個所との
    間の時間的なずれから、脈波速度およびまたはその変更
    を示す量の大きさを求めるよう、センサ手段（６１３）
    と回路手段が形成され、この場合所定の個所が例えば、
    電流の時間的な経過を示す曲線のＲ−山状部によってま
    たは収縮期の圧力に従属する、量として検出された変数
    の極値によって、求められることを特徴とする請求項１
    から８までのいずれか一つの装置。
12. 【請求項１２】　　測定時に、所定の規則に従って血圧
    の値を検出するために、量のそれぞれ一つの測定値と、
    脈波速度の大きさを示す量の測定値を、例えば記憶され
    た関数値を両測定値の少なくとも一方に従属させること
    により、およびまたは例えば測定値の少なくとも一つか
    ら関数値を計算することにより、決定するよう、回路手
    段（４３，３４３）が形成されていることを特徴とする
    請求項１から１１までのいずれか一つの装置。
13. 【請求項１３】　　少なくとも一つの校正値入力装置（
    ６３）が設けられ、少なくとも一つの校正値に基づいて
    決められた少なくとも一つの定数を、規定に従って、測
    定時に検出された量の値および脈波速度を関連づけるこ
    とにり、体で行われた、校正測定装置（７１）による測
    定によって検出された少なくとも一つの校正値を入力し
    た後、例えば心拍の度に血圧を少なくともほぼ連続的に
    決定するよう、回路手段（４３，３４３）が形成されて
    いることを特徴とする請求項１から１２までのいずれか
    一つの装置。
14. 【請求項１４】　　センサ手段（１３，１１３）が体に
    設けられている、特に請求項１から１３までのいずれか
    一つの装置を使用して、生きている体の血圧を検出する
    ための方法において、少なくとも１本の動脈血管（３，
    ４，５，１０３，２０３，３０３）を含む体の少なくと
    も一つの測定範囲で、時間的に脈拍に合わせて周期的に
    変化する変数およびまたはその時間的な変化の大きさを
    示す量が検出され、脈波速度およびまたはその変化の大
    きさを示す他の量が検出され、そして両量を関連づける
    ことにより、血圧およびまたはその変化の大きさを示す
    少なくとも一つの量が求められることを特徴とする方法
    。
15. 【請求項１５】　　測定時間の最初に校正が行われ、中
    空室を画成するマンシェット（７３）が一時的に体に固
    定され、膨らまされそして空気を抜かれ、その際中空室
    内の圧力が測定され、かつ少なくとも一つの校正値が検
    出され、その後マンシェット（７３）を外して少なくと
    も一つの校正値を使用して、血圧が少なくともほぼ連続
    的に測定されることを特徴とする請求項１４の方法。