JPS5883935A - 血圧測定においてカフ圧力を制御する装置 - 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】 本発明は流体充填式圧力カフ（ｃｒＬｆｆ）における光
電デレチスモクラ７　（ｐＬｇｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈ
）、　　電子工学的制御回路及び電気的圧力弁を゛１更
用することによって指における血圧の間接の、非侵入性
の。

連続的６１１１定においてカフ圧力を制御する方法であ
って、動脈答１（ａｒｔｅｒｉａｌ　ｖｏｌｕｍｅ）が
予め調節される値に保持されるようにサーボ基準レベル
によって閉ループ動作においてプレチスモグラフ信号に
よりカフ圧力が制御されている方法に関する。

虹に本発明は諷体充積式圧力カフにおける光′醋、ゾレ
チスモグラフと関連した光源と光＃！検出器と。

！気的圧力弁とその一方の入力及び他方の入力には、そ
れぞれ、プレチスモグラフ信号とサーボ基準レベルが供
給されるようになっている差動増幅器を備えた電子工学
的制御回路とを具備する、指の血圧の間接の、非侵入性
の連ＫｉＭ的測定のための上記方法を行なう装置に関す
る。かかる方法及び装置ｉ　”Ｚｅｉｔａｃｈｒｉｆｔ
　　ｆ：ｂｒ　　ｄｉｇ　　ｇｇｓａｗｎｔａ　　ｉｎ
ｎｅｒｔｔＩｄｔｒｄｉｇｉｎｓ　ｕｎｄ　ＪｈｒｔＩ
Ｇｒｔｒｎｚｇｅｂｉｇｔｇ’　ＶＥＲＧｇｏｒｇ　　
Ｔｈｉｇｍｅ、　　Ｉｇｔｐｚｉｇ、Ｖｏｌｑｍｒｕａ
　　３　１（１９７６）Ｉｐαｇａｇ　１０３０−１０
３３　ｓから知られる。

指における血圧の間接の、非侵入性の、連η洗的測定の
ための上記定期刊行物から知られた方法及び装置におい
て、流体、たとえば空気の圧力は。

指のまわりの膨張可能なカフにおいて、いかなる瞬間に
おいてもサーボ基準レベル又は公称価とプレスモグラフ
信号又はリアル値との間の差が−サ　９− 一ポーレストエラー（ｒｅｓｔ　ｇデデＯデ）に対して
安全−ゼロであるようにサーボループにより制御された
電気的制御弁及び光゛Ｐｌｔプレチスモグラフ信号によ
って制御される。

かかる光電プレチスモグラフは、光線の剋ばれた波長範
囲において、それは第１のアプローチにおいて、指動脈
における光吸収及び光拡散血液に対してのみ感受性であ
り、ただし、カフ圧力は、全動脈血液容量が一足でなけ
ればならガいように。

他の血管が空又は空に近いように十分に商いものとする
ということに基づいている。Ｔ！ｄＪ脈壁は、動脈内血
圧が、たとえば６搏によって変わるとき、動脈の外（ｉ
ｌｌｌの圧力、壁外の圧力（ｓｚｔｒａ−ｍｏｒａｌｐ
ｒｔｒｓｓｕｒｇ）が各瞬間に寺しく変らない限シ、動
脈における血液の容量も変るように弾性材料から成る。

正しい構造及び寸法の圧力カフが指の１わりに正しく置
かれると、カフ圧力は、電子工学的−１０− 回路における上記したサーボ制御回路の結果として、動
脈内圧力は、決定された一定の残余差（ｒｅｓｔ　ｄｉ
ｆｆｔｔｒｇｎｃａ）又は一定のトランスミューラル圧
力（ｔｒａｎｓｍｕｒａＬ　ｐｒｓａｓｕｓｓ’）によ
って、いかなる瞬間にもカフ圧力から読み取ることがで
きるように壁外圧力に等しいであろう。この一定の残余
差はカフ圧力が常に動脈内圧力より低いか又はせいぜい
動脈内圧力に寺しいようなものでなければならない。そ
うでない場合には、カフ下の指動脈は余りにも尚過ぎる
壁外圧力の影響下に順応しくｃｏｎｆｏｒｍ’）又はつ
ぶれる（ｃｏｌｌａｐｓｅ）。この場合には、プレチス
モダラフの信号も又一定でありそして一側のカフ圧力及
び他側の「幼脈内圧力間の１対１関係も存在するが、動
脈のつぶれる結果供給側に対する血圧との接続は遮断さ
れ、そして実際の動脈血圧はもはや読みとることはでき
ない。

引用された刊行物から、初期調節規準は知られており、
（′れから、トランスミューラル圧力が指操勇脈がつぶ
れることなくゼロ又は実伸的にゼロであるような方法に
おいて制曲１ループにおけるサーボ基準レベル又は公称
値を設定することが可能である。そうすると、動脈の壁
は無負荷状態にあり。

そして動脈の直径はこの動脈がつぶれるすぐ前に延ばさ
れていない直径である。

本発明の目的は、カフ圧力の正しいレベルが常に保証さ
れるような方法において人間の観測者の操作なしで自動
初期調節のだめの方法及び装置を与えることである。

この目的は、初期調節のために、予ｉ＃調節圓としての
カフ圧力又はサーボ基準レベルが電子工学的制御回路に
供給されるべき制御波形によって制御４顛囲内で連続的
に自動的に変わるような方法で、それによって１拍動プ
レチスモグラフ信号又はカフ圧力信号のピーク谷全幅は
繰返し検出され、そして光のピーク谷振幅と比較して、
制御区域におけるその坂大の匍及びカフ圧力又はサーボ
基準レベルの関連した値は記憶され、初期調節の終りに
おけるカフ圧力又はサーが基準レベルの載位は血圧のＩ
ｏｌｌ　’ｙｉｉのための設定として使用されるような
方法でｌＩＩ直きにおいて述べたタイプの方法により達
成される。

更に、本発明に従う上の方法を実施するための前置きに
述べた装置は、電子工学的回路が一回路に超短の制御波
形を供給する波形発生器と二つの制御ループを具備し、
その１つがサーボ基準レベルのための＃還回路を有する
差動増幅器を具備し。

その他方がＰＩＤ−回路を具備し、その入力が差＠増１
％ｌ器の入力に平行に接続され、そしてその出力が電気
的圧力弁に接続されており、そして更に陶埋市１［御１
１路を具備する。

本発明を除材図面を参照して説明する。

−１３− 第１図に示された公知の装ｆｉｔは、指２のまわりに置
くことができる圧力カフｌにおける共電プレチスモグラ
フ、及び圧力カフの内側に取付けられた光源３及び光検
出器４を有する。光検出器４により出力されたプレチス
モグラフ信号又は容積変化信号はライン５ｂを介して差
動増幅器７に供給され、それには調節又はサーが基準レ
ベルが調節手段１３から供給される。閉ループ動作にお
ける差動増幅器７の出力信号は、ＰＩＤ回路８に供給さ
れる。開ループ動作においては、即ち開制御ループにお
いては、圧力調節信号は手動調節手段１１からＰＩＤ回
路８に供給される。ＰＩＤ回路の出力信号は、圧縮器１
２の流体、たとえばガス又は空気がライン５αを経由し
て圧力カフｌへと運ばれる所望の圧力に調節されるよう
な方法で電気的圧力弁又は電気−空気圧式変換器１０を
制御する。電気的圧力制御弁ｌＯの出力に接続された１
４− 圧力変換器６によって、圧力を読み取シ又は記録するこ
とができる。

第２図は、本発明の方法を実施することができる本発明
に従う装置の具体例を示す。同じ参照番号は同じ機能を
有する第１図における部品に相当する部分を示す。

開始ボタン３０を押すと、装置は論理制御回路４０から
切替え制御信号によって、状態α、即ちスイッチＳ１の
位置に置かれる。これによって、波形発生器３１からの
制御波形はスイッチＳｌを介して電気的圧力弁ｌＯに供
給され、圧力弁１０には成る流体、たとえば空気が容器
１２から供給される。制御波形に基づいて、カフ圧のカ
フ圧力はたとえば３０＋ｎ＋Ｈｇの開始圧力に設定され
る。

論理制御回路４０の各々の続くトリガパルス５０におい
て、次のステップは波形発生器３１において調節され、
該ステップｔまたとえば、１０關Ｈｇのステップ値を有
する。拍動プレチスモグラフ侶号はライン５ｂ及びｔ＠
暢器２９を介して差動増幅器２９の１つの入力に供給さ
れる。この差動増幅器の出力も・ら他の入力への帰還回
路における積分器３５は、差動増幅器の出力信号が連続
的にゼロ値の附近であることを与える。拍動ゾレチスモ
ダラフ信号は、次いでピーク検出器３４及び谷検出器３
３の平行回路に供給される。

拡張期レベルに従う谷の検出及び収縮期レベルに従うピ
ークのその検出の後、そしてその終了後準備のできた信
号４３．４２はそれぞれ制御回路４０に供給されるとき
、差動振幅は差動回路３９を経由して第１メモリ３７に
供給される。差動振幅はとの差動回路にはまだ記憶され
ていない。各続いてぐる差動損ｍは比較器回路３６によ
って先の１つと比較される。連続する差動振幅が先の１
つより大きいときは、存在するカフ圧力制御値は制御信
号４４によって第二メモリ３８において引継がれる（　
ｔａｋｅｎ　ｏｖｅｒ　）　。同時に、制御信号４４の
結果として、差動振幅は第１メモリ３７において引継が
れ、検出器３４及び３３はリセット信号４８及び４９を
経由して論理制御回路４０によってリセットされる。

この後、波形発生器３１の制御波形は、制御パルス５０
の作用下にステップ値で増加され、その後次の谷ピーク
検出が行なわれる。

この方法において、開始圧力と最終圧力間の全制御圧力
範囲、たとえば３０ｍｔｘＨＱ乃至２００ｙｎｉＨＱは
−通り行きわたシ、一方メモリ３８においては、グレチ
スモグラフ信号における谷及びピークレベル間の差がそ
の最大値にあるそのカフ圧力値が保持される。ゾレチス
モグラフ信号の拍動ハ、拍動心朦作用即ち容量の拍動変
化の結果として生じ、これは閉ループ動作における壁外
又はカフ圧１７− カにより対抗されなければならない。

最後の測定がスイッチＳｌの開ループ位置において行な
わ！１．た後、該装置はその後、論理制御回路４０から
の切替え制御信号４７によって状態すに、即ちスイッチ
Ｓ１の位置６Ｋｆ＆かれる。ここでカフ圧力はプレチス
モグラフ信号の拍動が最大値にある値を有する。期間が
回路差動増幅器積分器の時間定数の少なくとも３倍であ
る所定の期間、たとえば５秒、該差動増幅器−積分器回
路はプレチスモグラ７信号における時間平均レベルにそ
の出力信号を調節する機会を有する。

この後、該装置は制御回路４ｏの作用下に、状態ＣＸｆ
ｆ１）ちスイッチＳｌの位置ＣＫ置かれ、この作用は位
置ＣにおけるスイッチＳｌによってＰＩＤ制御ループを
閉じる。ＰＩＤ制御ループはその応答において、積分器
ルーでよりはるかに、たとえば１００倍ファクター速く
、その結果数Ｐｒ。

１８− 制御ループは差動増幅器３２の出力信号をゼロに保持し
、積分器３５はその出力又はサーが基準レベルをもはや
変えない。カフ圧力は動的に動脈内圧に従い、これはマ
ノメータ６によって読み取ることができる。

制御圧力範囲における最終圧力は、任意の人において起
こシ得る最も高い平均動脈圧力よりそれが高くなければ
ならない要件によって規定される。

同様に、制御圧力範囲における初期圧力は生じる最も低
い圧力によって規定される。結果として、平均圧力にほ
ぼ等しいカフ圧力において、最大拍動はプレチスモグラ
フ信号又はグレチスモグラムにおいて起こるであろう。

この場合において、動脈容量は動脈内圧力がカフ圧力よ
シ小さいとき拡張期の間つぶされた状態において袢量間
の最大変動をそして動脈内圧力がカフ圧力より大きいと
きは収縮期の間正常の開いた状態における容量を示す。

低平均圧力のとき、一般に比例減少パルス圧力（ａ　ｐ
ｒｏｐｏｒｔｉｏｎａｔｅ　ｒｅｄｕｃｅｄ　ｐｕｌｓ
ｔｔ　ｐｒｔｔｓｓｕｒｅ）、即ち（心臓）収縮期の圧
力レベルと（心臓）拡張期の圧力レベルとの間に差が生
じ、従って一定の圧力ステップ値のときプレチスモグラ
フ（ｐｈｔｔｈｙｓ−ｍｏｇｒａｐｈｉｃ　）信号の谷
（ｔｒａｕｇｈ　）ピーク値に対してほんの僅かな測定
を行なうことができる。

（心臓）収縮圧力以上のカフ（ｃｕｆｆ）圧力のときプ
レチスモグラフ信号はもはや現われず、そして最適初期
調整圧力（１ｎｉｔｉａｌ　ａｄｊｕｓｔｍｅｎｔｐｒ
ｅｓｓｒｂｒｅ　）は大よそ、そして不正確に規定され
ることができるのみであるから、圧カステップ及びこれ
等と共に圧力レベルを最初に小さなステップだけ、そし
て制御範囲の終りに大きなステップだけ指数函数的に（
ｅｚｐｏｎｅｕｔｉａｌｌｙ　）増加するのが好ましい
。これは切換可能な指数函数タップを有する固定電位差
計によって簡単に実状されることができる。

上記の自動初期調整において、開ループ操作のときの圧
力は階段的に変化される。波形発生器によって供給され
る単調な連続して増加する成形からスタートすることも
可能であり、従って前記圧力は時間と直線的にあるいは
指数函数的に又はその他の方法で学詞な、連続的な増加
を示す。この状態では、活溌な作用の各脈動と関連する
、各々の谷及びピーク横比のとき波形からの′電流カフ
（ｃｒＬｒｒｅｎｔ　ｃｕｆｆ　）圧力値は記憶される
ので、波形発生器のための制御ノＲルス５０は必要がな
い。

この解決法は論理制御回路４０を単純化するが、鍋い心
臓動悸周波数及び階段的なコース（ｃｏｖ、ｒｓｅ　）
を有する人により可能な加速方法が考慮されないという
欠点を有する。プレチスモグラフ信号における最大差動
振幅が観察されるカフ圧力の値もあ２１− まりはつきりしない。他方において、波形の階段状コー
スではある甘子化（ｑｕαｎｔｉｓαｔｉｏｎ）が圧力
において生じこれもまたいくらかの不正確さの原因とな
る。

プレチスモグラフ信号がもはや存在しないという事実に
より、（心臓）収縮期レベル以」二で谷及びピーク検出
器はこれ等の圧力レベルのときもはやｆｉ６を確定する
ことができないので、初期６周幣（１ｎｉｔｉａｌ　ａ
ｄｊｒｂａｔｔｎｅｎｔ　）を完了されることができな
い。

２２− これケ防ぐため、所謂ウォッチドッグ （ｗａｔＣｈｄｏｇ　）タイ？−５１が取付けられ、こ
れは、例えば１．５秒あるいは心臓の最低動・李繰返し
期１’ｉｉよりも長い規定された一定時間後、状態αで
終り、そして次に状態すへそれから状態Ｃへの転移が実
現する。比較的低い平均動脈圧力のときこれは初期調整
するｌ威少することができる。

通常、ウォッチドッグタイマー５１はプレチスモグライ
フ信号の各々の検出された脈動のときライン５２を経て
零にリセットされる。状態αは少くとも例えば水鋏柱１
００Ｈの圧力レベルのとき他の測足がグレスモグラ７倍
号で竹なわれた後のみ切断いれることが重要である。

動脈壁の弾性及び指動脈の積率直径における大きな差が
異なる人間の間に存在する。これはサーがコントロール
ループ内の有効増幅に影響を与える。また圧力カフ相豆
間で′ｙｔ′！１ｉ、プレチスモグラフの感度は同じ効
果のとき異なることがある。増幅があまり島いときサー
ボコントロールループは不−ゲ定となる。これを防ぐた
め、ルー／増幅は８Ｉ１１制御ループが開き、例えば状
態ａに決ボされそしてメモリ３７に記憶されたようなと
きグレスチモダラフ信号内の谷・ピーク娠幅に逆比例し
て分周器回路４１の手段によりライン４６を駐て一、ｒ
ｒＪ整されることができる。

スイッチＳＩの状態では、即ち開−ルーグ操作では、脈
動するグレチスモグラフ信号内のある僅かなそして一般
に殆んど問題にならない虫曲がサーボ−基＊（８ｅｒｕ
Ｏ−ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ　）　レペにの理絖的Ｂｌ整、
ぞしてぞの給米として零への平均グレチスモグラ７１に
号の連続的、ｌＡＩのための積分器３５の存在によって
生ずる。サーポルーグ内の電子制御［１路の精密さは例
えは５０ｍ５のある時曲内に例えは１００のファクター
１で非常に電く加速される。この期間体積分器３５は標
準値に対して、例えばこれ％１００のファクターまで非
常に強く減速（ｓｌｏｗｄｏｗｎ）される。これにより
例えば５０　ｒｎ、　８の最初の期間中のレベルはある
程度残りの期間の１１１１クランプされる。この目的の
ため積分器３５は、それぞれアースと積分器入力との間
で一方側で（ｏｎｅ−ｓｉｄｅｌｙ）３つの切換積分容
量により間単に実現されることができる切換え可能な時
定叔を備えている。

轡、察によれば、上記の方法及び装置はこの場合に、４
Ｈ＋ｑ圧力内の本来の脈動がグレスチモグラフ信号ある
いはグレスチモグラフ内に脈＠を起すという心臓の作用
を利用している。しかし乍ら、規定された情況において
、指向の面圧の測定中、例えば患者が人工心肺（ｈｅａ
ｒｔ−ｌｕｎｇ　ｔｎａｃんｉｎｎ　）へ接続されてい
るとき、これ等の脈動が起らないということが生ずるこ
とがある。この場合にはこ−２５− の方法は使用することができない。脈動のないこの状態
はグレスチモグラフ信号の連続する不存在によって一方
では自動的に確立されることがで作るが、他方において
、それはスイッチを設電することによって人間の１Ｈ児
際者により確定されることができ′る。

しかし乍ら、グレスチモグラフ１６号は本来の也す脈内
圧力脈晦を人工的に行なわれる脈動に代えることによっ
てず守られることができる。、これはカフに供給された
波形発生器の所定の圧力レベルで、初期調整のａ及びｂ
の状態のときに、人工的な脈動の重ね合せによって簡単
に実現きれることがでバる。これはスイッチＳＩのａ及
びｂ位置へ接続された付カロ的なノにルス発生器５３に
よって付なわれることができる。従って所望のトランス
ミュー子 ラル脈動が論理回路から送られて来る開側１佃４５の面
制御の下で外部に発生される。谷及びピーク慎−２６− 用益及び他の構成部品へ正しい位相でグレチスモグラフ
信号を供給するため、重ねられるべき脈動は（心臓）収
縮期における圧力増加及び（心臓］拡張期における圧力
減少と共にスイッチ、５ｍの入力α及びｂ人カへ逆位相
で供給されなければならない。発生器５３の必賛な波形
は例えば医学、生理学（Ａｆｇｄ、　　Ｂｉｏｌ　　Ｅ
ｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇｌ（１９７３）第２１４頁より第
２１６頁の「あるヘモダイナミック（ｈｅｅｒｎｏｄｙ
ｎａｒｎｉｃ　）信号のための可変心拍数電子シュミレ
ータ」の記事に記されているようなシュミレータによっ
て得らｎることができる。しかし乍ら、例えば６００ｍ
５の拡張期における上昇期間（ｒｉｍｅ　　ｔｉｍｅ　
）及び例えばｈａｍｓの収縮期における下降時間（ｆα
ｌｌ＝ｔｉｍｅ）を有する鋸歯形の様式化された（　８
ｔｙ−Ｊ４ｇｇｄ）波を供給するのにも充分である。適
切な振幅は例えばピーク対ピークで水銀柱６０市である
。

上記の方法のステップは−７１１，子制御回路の記載さ
れた態様を咋き−マイクロノ゛ロセッサを用いても竹な
ねれることができる。

上記の自・助初期調整方法及び装置では、開側１ループ
が最初に開き、これにより初期６１司祭圧力範囲が段階
的に面一さ１．る。プレスチモダラフ信号の谷・ピーク
振幅が決定されそのノ狡大１汀がメモリ３７内に記憶さ
れる。この調帯が所間［開（ｏｐｅｎ）Ｊ調整方法であ
る。

他の［閉（ｃｔｏｓｅｄ　）Ｊ即ち２　亜（ｄｕａｌ　
）初期調整方法は原則的に可能であり、そして第３図に
示されている。

閉状縣からスタートすると、第３図に示されていないス
イッチＳＩはＣ位置にある。ＰＩＯｕ路８の出力「口回
路はスイッチを畦て直接、′ζ０：気圧力升１０へ接続
これる。この２道初期調整方法においてはサーｉｔ−基
準レベルは積分器３５０代ｖＫ今逐続された波形発生器
３１により、例えは階段的に、変化される１、この階段
的変化は上昇竿るいは下降ステップを有する制御信号５
０’、５０“により制御回路４０の影響の下で実現され
ることができる。次に検出回路は差動増幅器の出力の代
りにマノメータ６の出力へ接続される。谷検出器３３及
びピーク検出器３４の出力信号Ｆｉ舛び谷・ピーク差動
掘暢として差動回路３９を経て第１のメモリ３７及び比
較器回路３６へ供給される。これはＡｌｌスス圧力の収
縮期及び拡張期レベルの各々の検出のとき、サーが・基
準レベルが波形発生器を経て階段的に増加されることを
意味している。

これにより谷・ピーク差動振幅の最大値が第１のメモリ
３７内に記憶され、そして波形発生器３１のそのレベル
は第２のメモリ（本実施例では第２のメモリが論理回路
４０内に収められ、）最大パー　２９− ルス圧力ｔｉｉ幅を生ずる第２のメモリ内に維持さｎる
。

低す−ボー基準レベルにおいて、圧力脈動が未り現われ
ないとき、ウォッチドッグ（ｗａｔｃｈｄｏｇ）タイマ
ー５１は測定時間を制限するため初期調整の初めにおい
て重要である。ウォッチドッグタイマーＦｉ論理制限回
路によってライン５２を継て元ヘリセットされるか、あ
るいは前記タイマーは次の切換ステップへ進むためこの
タイム発生器（ｔｉｍｅ　　ｇｇｎｅ）ｆ（ｔｔｏｒ　
）から哲報される。

この２重初期調整方法において、検出器６ｏ及び６１の
他のセットが匣用される。検出器６０は圧力内における
弛張振動現象を検出するのに使用され、セして検出器６
１は例えば１秒の間に水銀柱２００１あるいけこれ以上
の理続する圧力を倹　　。

出するのに役立っている。もしもこれ等の検出器の１つ
が、あるいは双方が反作用をすれば、初期−３０− の調整方法は川流サーボ基準レベル（ｃｕｒｒｅｎｔｓ
ｅｒｖｏ　　ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ　　Ｌｅｖｅｌ　ｌ下
方の１あるいは２ステツプのレベルで１亨止される。

弛張糸→ｖ１検出器６０は観、祭された最初のカフ圧力
対時間の２ｒ４函数（ｄ７）／ｄｔ）が標準圧力波形内
に最もよく生じる値よりも大きい時に応答しなければな
らない。良い１直は例えば３０００ｇ＋ｎＢσ／８ある
いは４００ｋＰａ／８である。

ステップカーブは例えば全目盛値の２％の太ささのとき
線形ステラ７″（１ｉｎｅａｒ　　５ｔｅｐ）を有する
ことができる。

この２市初期稠整方法においては、ループに振動を起こ
ζぜる以外に芙際によい基準はなく、こｒしにより速か
に再調整されなければならない。

＝ａ勺すると段階的な調整カーブのストラグを調整する
ための基準は 一ノクルス圧力が６１１のステップにおけるよりも小さ
い、あるいは −ｄｐ／ｄｔが３０００ｓｍ＃σ／８より大きい、ある
いは 一１秒に対してＰ＞　２００ｎノ１ｇ でなければならない。

すべてこれ等の鳩舎に、ステップ発生器は停止ヒされな
ければならず、且つ停止ヒレベルよりも１あるいは２ス
テップ低くて％、６晴整されなけれはならない。

【図面の簡単な説明】

ｇ１図は公知方法において通用された装置のブロックダ
イヤグラムであり 第２図及び第３図は本発明に征う方法において適用でき
る本発明に従う装置の”ｉ　ｌｉｔな具俸のプうツクダ
イヤグラムを不す図である。 図において、し・・・・・・・・圧力カフ、２・・・・
・・・・・指、３・・・・・・・・・光源、４・・・・
・・・・・光伎用益、６・・・・・・・・・圧力変換器
、７・・・・・・・・・差動増幅器、８・・・・・・・
・ｐｌＤ−回路、ｌＯ・・・・・・・・・岨気的圧力弁
又は１！気−空気圧式変換器、２９・・・・・・・・・
差動増幅器、３０・・・・・・・・・開始ｌタン、３１
・・・・・・・・・波形発生器、３３・・・・・・・・
・谷憤用益、３４・・・・・・・・・ピーク検出器、３
５・・・・・・・・・積分器、３６・・・・・・・・・
比較器回路、３７・・・・・・・・・第１メモリ、３８
・・・・・・・・・第２メモリ、４０・・・・・・・・
・割面１回路、である。 ウールペテンシャツベリーク・オンデルツエク 　３３−

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 ｌ、動脈容量が予め調節されるべき値に保持されるよう
   にサーボ基準レベルによって閉ループ動作においてグレ
   チスモグラフィック信号によりカフ圧力が制御されてい
   る、〃Ｌ棒体充填圧力カフにおける光電プレチスモグラ
   フ、電子工学旧制御回路及び奄１気的圧力弁を１更用す
   ることによって指における血圧の間徹の、非償人性の、
   連続げｊＩｉ４１Ｊ屋におけるカフ圧力を制御する方法
   において、 初期調節のために、初期調節量としてのカフ圧力又はサ
   ーが基準レベルを゛由、子工学的制御回始に供給される
   制御波形によって制御範囲において連は的に自動的に変
   え、それによって１拍励プレチスモグラフ信号又はカフ
   圧力信号のピーク谷振幅を繰返し検出し。 そして先のビーク谷秦幅と比較して制御４＋１囲に２け
   るその破大値及びサーボ基準レベルにおけるカフ圧力の
   関連した値を記憶し、初期調節の終におけるカフ圧力又
   はサーが基準レベルの該値を血圧の測定のための設足値
   として１更用することを特徴とする方法。 ２　開ループ動作圧おいてカフ圧力を段階的に変えるこ
   とと、各々続く圧力ステップ増加を拍動プレチスモグラ
   フ佃号の電流ピーク谷検出の終了により開始することを
   特徴とする閉ループ動作において、先ずカフ圧力を拍動
   プレチスモグラフ信号が成人であるような拡張期の圧力
   と収紬期の圧力との間の値に調節する特許請求の範囲第
   １項記載の方法。 ３、その圧力ステップにおけるカフ圧力を指数関数的増
   加により変えることを特徴とする特許請求のｄｆｌｉ囲
   第２項第２項記載。 ４、　サーが制御１ルーゾにおけるループ増幅を開ルー
   プ動作における拍動プレチスモグラフ信号におけるピー
   ク谷差動撮幅に逆比例させて調節することを特徴とする
   特許請求の範囲第２項又は３項記載の方法。 ５、　自然の４の派内圧力拍動の不存在下に１人工的圧
   力拍動を導入される制御波形に重ねることを特徴とする
   特許請求の範囲第２項乃至４．１ｊｌの何れかに記載の
   方法。 ６、該装置が流体充填式圧力カフにおける光電血量計と
   関連した光源と光紳横出路と、電気的圧力弁とその一方
   の入力及び他方の入力には、それぞれ、プレチスモグラ
   フ信号とサーが基準レベルが供給されるようになってい
   る差動増幅器を備えた電子工学的制御回路とを具備し、
   指の血圧の間接の非侵入性の連続的測定のため特許請求
   の範囲第１項乃至５項の何れかに記載の方法を実施する
   装置＃ｔ、において、該電子工学的回路が該回路に所定
   の制御波形を供給するための波形卵生器と、二つの制御
   ループを具備し、その１つはサーボ基壁レベルのための
   ＃還１ｍ路を有する差動増幅器を具備し、その・１１０
   方はＰＩＤ−回路を具備し、その入力は渣１ｄｖ増幅器
   の入力に平行にＷｕ続され、そしてその出力は′電気的
   圧力弁に接続されており、前記電子工学的回路は＠理制
   御回路をｋに具備することを特徴とする上記装置。 ７、二つの制御ループの１つが拍曹血曾計又はカフ圧力
   信号のための構出回路と、該拍動信号の引続くピーク谷
   差動徐幅及びカフ圧力もしくはサーボ−４準レベルの５
   個連した値の一時的記憶のためのメモリ回路とから成る
   調節ループに接続もれていること金時徴とする特許請求
   の範囲第６項記載の装置。 ８、該スイッチが′−気的圧力弁圧対するその出力、波
   形発生器に対する開ループ動作のための入力、及びＰＩ
   Ｄ回路の出力に対する閉ループ動作のための他の入力と
   接続されていることと、該検出回路及びメモリ回路を有
   する−４節ループが差動増幅器を有する制御ループ後に
   接続されることをＶ徴とする。開閉ループ動作のための
   スイッチを備えた特許請求の範囲第７項記載の装置。 ９、　該検出回路がピーク検出器及び谷慣出器の平行Ｎ
   路を吊備することと、該メモリ回路がピーク谷差動振幅
   のためのｎ５１メモリと、カフ圧力値のための第２メモ
   リとを具備し、各検出されたピーク谷差動振幅を先のピ
   ーク谷差動振幅と比較しそしてそれを越える場合には電
   流差励振幅を第１メモリに且つ制御波形からの関連した
   カフ圧力値を第２メモリに記憶すめために比較器回路が
   使用　５　− されることを特徴とする特許請求の範囲第８項記載の装
   置。 １０、差動増幅器の帰還＋＝路が積分器を具備すること
   と、該スイッチが、圧力制御４ｍ囲が１つの開ループ位
   置において通過された後、論理制御回路のｕ制御下に、
   差動増幅器−積分器回路がその出力信号を時間平均レベ
   ルに調節し、その後スイッチが開ループ位置へと進むの
   に十分な時間電気的圧力弁に対する最大ピーク−谷差動
   振幅に対応するカフ圧力値を供給するために、開ループ
   動作において第二メモリに接続された四に他の入力を有
   することを特徴とする特許請求の範囲第８項又は９項記
   載の装置。 １１、開ループ動作におけるプレチスモグラフ信号にお
   けるピーク谷差動振幅に逆比例させてＰＩＤ制御ループ
   におけるループ増幅を調節するために第１メモリの出力
   がＰＩＤ−回路の出力に　６− 取込まれた分周器回路にも帳続されていることを特徴と
   する特許請求の範囲第９項又は１０項記載の装置。 １２、波形発生器がステップ発生器であることと、ピー
   ク検出器及び谷検出器がそれぞれ、各々ピーク及び谷検
   出の終りに、論理制御回路に用意のできたイｇ号を供給
   し、これは次いで次のステップのためのステップ発生器
   をトリガすることを特徴とする特許請求の範囲第６−１
   １項のイ…れかに記載の装置。 １３、該ステップ曲線は指数関数的に増加するステップ
   を示すことを特徴とする特許請求の範囲＠１２項記載の
   装置。 １４、波形つ６生器はそれがモノトーンの連続的に増加
   する制御波形を供給するように具体化されることを特徴
   とする特許請求の範囲第６−１１項の何れかに記載の装
   置。 １５、　　自然の動脈内圧力拍動の不存在下に、該スイ
   ッチの入力に供給されるべき波形発生器の制御波形によ
   る人工的圧力拍動を軍ねるために拍動発生器が適用され
   ることを特徴とする特許請求の岬囲メ８−１４項の何れ
   かに記載の装置。