JP2852340B2 - 血圧測定方法及び装置 - Google Patents
血圧測定方法及び装置Info
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- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
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- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
- A61B5/02225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the oscillometric method
-
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、被験者の動脈のある肢に血圧計カフを装着
し、前記カフを収縮期圧Psysより高い圧力Pmaxまで膨張
させて前記動脈を閉塞し、カフ圧をPmaxから拡張期圧Pd
iaより低い圧力Pminまで少なくとも減少させて、閉塞度
が漸次弱められる動脈を流れる血流を増大せしめ、カフ
圧の前記減少を一定のステップΔPdefで実行し、前記閉
塞度が漸次弱められる動脈を流れる前記増大する血流に
より生ずる、カフにおける影響を検出し、前記検出され
た影響を処理手段において処理し、前記処理された影響
を被験者の実際の血圧値として表示し、及びある時間間
隔の後に次に続く血圧測定サイクルCi＋１を実行する各
段階からなる血圧測定方法に関する。
し、前記カフを収縮期圧Psysより高い圧力Pmaxまで膨張
させて前記動脈を閉塞し、カフ圧をPmaxから拡張期圧Pd
iaより低い圧力Pminまで少なくとも減少させて、閉塞度
が漸次弱められる動脈を流れる血流を増大せしめ、カフ
圧の前記減少を一定のステップΔPdefで実行し、前記閉
塞度が漸次弱められる動脈を流れる前記増大する血流に
より生ずる、カフにおける影響を検出し、前記検出され
た影響を処理手段において処理し、前記処理された影響
を被験者の実際の血圧値として表示し、及びある時間間
隔の後に次に続く血圧測定サイクルCi＋１を実行する各
段階からなる血圧測定方法に関する。
本発明はまた、被験者の動脈のある肢に装着可能な、
膨張及び弛緩可能な血圧計カフと、前記カフを収縮期圧
Psysより高い圧力Pmaxまで膨張させて前記動脈を閉塞す
る手段と、カフ圧をPmaxから拡張期圧Pdiaより低い圧力
Pminまで少なくとも減少させて、閉塞度が漸次弱められ
る動脈を流れる血流を増大せしめる手段と、該減少させ
る手段がカフ圧を徐々に減少させることを可能ならしめ
て前記カフを徐々に弛緩させることと、前記閉塞度が漸
次弱められる動脈を流れる前記増大する血流により生ず
る、カフにおける影響を検出する手段と、前記検出され
た影響を処理し、それを被験者の実際の血圧値に変換す
る処理手段と、及び次に続く測定サイクルCi＋１を開始
する手段とからなる、特に周期的測定用の自動血圧測定
装置にも関するものである。
膨張及び弛緩可能な血圧計カフと、前記カフを収縮期圧
Psysより高い圧力Pmaxまで膨張させて前記動脈を閉塞す
る手段と、カフ圧をPmaxから拡張期圧Pdiaより低い圧力
Pminまで少なくとも減少させて、閉塞度が漸次弱められ
る動脈を流れる血流を増大せしめる手段と、該減少させ
る手段がカフ圧を徐々に減少させることを可能ならしめ
て前記カフを徐々に弛緩させることと、前記閉塞度が漸
次弱められる動脈を流れる前記増大する血流により生ず
る、カフにおける影響を検出する手段と、前記検出され
た影響を処理し、それを被験者の実際の血圧値に変換す
る処理手段と、及び次に続く測定サイクルCi＋１を開始
する手段とからなる、特に周期的測定用の自動血圧測定
装置にも関するものである。
上記のような方法及び装置は、EP−A2−0 208 520か
ら公知である。
ら公知である。
このようないわゆる「非侵襲性」血圧測定の際には、
膨張可能なカフが被験者、例えば人の肢の周りに適宜装
着され、収縮期圧Psysより高い所定の圧力Pmaxまで膨張
されて動脈が閉塞される。肢は被験者の腕、特に上腕、
足、または指とすることができる。その後、カフ圧力は
ある一定のステップΔPdefで減少される。このような一
定のステップΔPdefは例えば、成人を測定する場合は1.
064kPa（8mmHg）、新生児を測定する場合は0.532kPa（4
mmHg）である。カフを弛緩させる間に動脈の閉塞度は漸
次減少し、血流が増大することが可能となる。カフにお
ける影響は、例えばEP−A2−0 208 520に記載されてい
る如き、いわゆる「振動測定法（oscillometric metho
d）」によって検出することができる。
膨張可能なカフが被験者、例えば人の肢の周りに適宜装
着され、収縮期圧Psysより高い所定の圧力Pmaxまで膨張
されて動脈が閉塞される。肢は被験者の腕、特に上腕、
足、または指とすることができる。その後、カフ圧力は
ある一定のステップΔPdefで減少される。このような一
定のステップΔPdefは例えば、成人を測定する場合は1.
064kPa（8mmHg）、新生児を測定する場合は0.532kPa（4
mmHg）である。カフを弛緩させる間に動脈の閉塞度は漸
次減少し、血流が増大することが可能となる。カフにお
ける影響は、例えばEP−A2−0 208 520に記載されてい
る如き、いわゆる「振動測定法（oscillometric metho
d）」によって検出することができる。
血圧を測定する振動測定法は、市販されているシステ
ムにおける最も一般的な方法の一つである。この方法は
膨張可能なカフによって加えられる如き、動脈の対圧に
おける変化を測定することを基礎としている。カフ圧力
減少段階の各々の後における各圧力レベルにおいて、変
動がモニターされる。その結果得られる信号は典型的に
は、動脈血圧の脈動により生ずる小さな変動成分が重畳
されている直流電圧からなる複合振動からなる。適当に
濾波をかけて直流成分を除きまた増幅した後、所定のベ
ースラインより高いピークパルス振幅が測定され、記憶
される。カフの弛緩が続くと、通常はピーク振幅は低レ
ベルから相対的最大値まで増大し、その後減少すること
になる。振幅が最大値になる最低カフ圧は平均動脈圧を
示す。収縮期圧及び拡張期圧Psys、Pdiaは、平均動脈圧
の所定の分数として、あるいは複合振動に直接的処理を
施すより高度な方法によって導き出すことができる。
ムにおける最も一般的な方法の一つである。この方法は
膨張可能なカフによって加えられる如き、動脈の対圧に
おける変化を測定することを基礎としている。カフ圧力
減少段階の各々の後における各圧力レベルにおいて、変
動がモニターされる。その結果得られる信号は典型的に
は、動脈血圧の脈動により生ずる小さな変動成分が重畳
されている直流電圧からなる複合振動からなる。適当に
濾波をかけて直流成分を除きまた増幅した後、所定のベ
ースラインより高いピークパルス振幅が測定され、記憶
される。カフの弛緩が続くと、通常はピーク振幅は低レ
ベルから相対的最大値まで増大し、その後減少すること
になる。振幅が最大値になる最低カフ圧は平均動脈圧を
示す。収縮期圧及び拡張期圧Psys、Pdiaは、平均動脈圧
の所定の分数として、あるいは複合振動に直接的処理を
施すより高度な方法によって導き出すことができる。
ある用途、例えばいわゆる「自動モード」や「緊急
（stat）モード」においては、後続的に幾つかの測定サ
イクルが必要であり、また人間及び家畜の治療にとって
本質的な側面をなすようになっている。このような後続
的測定は好ましくは救急治療室、集中救命治療室、及び
手術室において行われる。
（stat）モード」においては、後続的に幾つかの測定サ
イクルが必要であり、また人間及び家畜の治療にとって
本質的な側面をなすようになっている。このような後続
的測定は好ましくは救急治療室、集中救命治療室、及び
手術室において行われる。
カフ圧の前記減少を一定のステップΔPdef、例えば1.
064kPa（8mmHg）のステップで行う場合の一つの問題点
は、ステップの数が各個人の収縮期圧Psysと拡張期圧Pd
iaの差に依存しているということである。
064kPa（8mmHg）のステップで行う場合の一つの問題点
は、ステップの数が各個人の収縮期圧Psysと拡張期圧Pd
iaの差に依存しているということである。
成人は、収縮期性及び拡張期圧を示す数値の一対で表
される血圧値によって形容することができる。
される血圧値によって形容することができる。
例えば、 120/80 成人Ａ、いわゆる平均的人間 70/50 成人Ｂ、低血圧 110/40 成人Ｃ、例えばスポーツマン 180/100 成人Ｄ、高血圧 成人Ａの測定には７ステップが必要であり、成人Ｂに
ついては４ステップだけ、成人Ｃは11ステップ、そして
成人Ｄの測定には12ステップが必要である。わずか４ス
テップに基づく成人Ｂの測定結果は不正確であり、実際
の値からかなりずれるであろう。成人ＣおよびＤの測定
は不必要に長い。約７ステップでの成人Ａの測定は短時
間であって人間にとって最も便利であり、実際値との偏
差が最小な良好な結果を得るのに十分なものである。し
かし、Ａに分類される成人は、通常血圧測定が行われる
人の中では少数波に属するものである。
ついては４ステップだけ、成人Ｃは11ステップ、そして
成人Ｄの測定には12ステップが必要である。わずか４ス
テップに基づく成人Ｂの測定結果は不正確であり、実際
の値からかなりずれるであろう。成人ＣおよびＤの測定
は不必要に長い。約７ステップでの成人Ａの測定は短時
間であって人間にとって最も便利であり、実際値との偏
差が最小な良好な結果を得るのに十分なものである。し
かし、Ａに分類される成人は、通常血圧測定が行われる
人の中では少数波に属するものである。
EP−A2−0 208 520に記載の方法は、測定サイクルを
行う全体的な時間を減少させるように、一定でな圧力減
少ステップを用いている。FP−A2−0 208 520に記載の
装置は、大きさの異なるオリフィスを有するカフを弛緩
させるために弁を使用している。カフ圧が比較的高くあ
る限り、より小さいオリフィス弁を介しての弛緩速度は
速い。カフ圧が特定の圧力値まで下がったならば二番目
のオリフィスが開き、かくしてより速い弛緩が可能とな
る。結果として、測定時間の全体をより短くすることが
可能である。
行う全体的な時間を減少させるように、一定でな圧力減
少ステップを用いている。FP−A2−0 208 520に記載の
装置は、大きさの異なるオリフィスを有するカフを弛緩
させるために弁を使用している。カフ圧が比較的高くあ
る限り、より小さいオリフィス弁を介しての弛緩速度は
速い。カフ圧が特定の圧力値まで下がったならば二番目
のオリフィスが開き、かくしてより速い弛緩が可能とな
る。結果として、測定時間の全体をより短くすることが
可能である。
しかしながら、この方法および装置は測定される被験
者にではなしに、使用されるカフの構造に依存してい
る。従って、測定される被験者の実際の状態、特にいわ
ゆる緊張（stat）モードでの測定サイクル中における状
態の変化は考慮されていない。その結果、被験者の収縮
期圧及び拡張期圧に応じて、弛緩時のステップの数が異
なることになる。結果的に、僅かな弛緩ステップでの測
定は、弛緩ステップがより多い測定よりも適切さを欠く
ことになる。しかし、莫大な数の弛緩ステップは不必要
であろうし、またかかる多数のステップは測定される被
験者には不快である。
者にではなしに、使用されるカフの構造に依存してい
る。従って、測定される被験者の実際の状態、特にいわ
ゆる緊張（stat）モードでの測定サイクル中における状
態の変化は考慮されていない。その結果、被験者の収縮
期圧及び拡張期圧に応じて、弛緩時のステップの数が異
なることになる。結果的に、僅かな弛緩ステップでの測
定は、弛緩ステップがより多い測定よりも適切さを欠く
ことになる。しかし、莫大な数の弛緩ステップは不必要
であろうし、またかかる多数のステップは測定される被
験者には不快である。
そこで本発明の課題は先に述べたような血圧測定方法
及び装置であって、個々に異なる血圧値を有する被験者
について都合よく測定を行うことができるものを提供す
ることである。
及び装置であって、個々に異なる血圧値を有する被験者
について都合よく測定を行うことができるものを提供す
ることである。
この課題は、ある測定サイクルCi＋１における減少の
ステップΔPdefの大きさを先行する測定サイクルCiにお
ける被験者の実際の血圧の関数とする方法によって達成
される。この課題はまた、処理手段を備えると共にサイ
クルCiにおける被験者の血圧値を格納する記憶手段をさ
らに有し、前記処理手段が前に述べたカフ圧を減少させ
る手段に対し、前記格納されたサイクルCiにおける血圧
値の関数としてサイクルCi＋１における減少のステップ
ΔPdefの大きさを供給する装置によって達成される。
ステップΔPdefの大きさを先行する測定サイクルCiにお
ける被験者の実際の血圧の関数とする方法によって達成
される。この課題はまた、処理手段を備えると共にサイ
クルCiにおける被験者の血圧値を格納する記憶手段をさ
らに有し、前記処理手段が前に述べたカフ圧を減少させ
る手段に対し、前記格納されたサイクルCiにおける血圧
値の関数としてサイクルCi＋１における減少のステップ
ΔPdefの大きさを供給する装置によって達成される。
本発明によれば、サイクルCi＋１の減少ステップΔPd
efの大きさは、前のサイクルCiでの被験者の実際の血圧
値に適応させられる。
efの大きさは、前のサイクルCiでの被験者の実際の血圧
値に適応させられる。
前のサイクルCiでの血圧値は、どのような被験者、即
ち高血圧、正常血圧、又は低血圧の何れの被験者が測定
されるかを示している。そこで弛緩ステップΔPdefの大
きさは、今度は一方では数的にみて都合のよい弛緩ステ
ップを、他方では非常に適切な測定結果を得るために十
分な数のステップが利用できるようにして改作すること
ができる。さらにまた、例えば被験者に薬が投与される
ことにより緊急モードにおいて実際の血圧値が測定サイ
クルCi中にシフトするような場合、サイクルCi＋１にお
ける弛緩ステップはかかるシフトにも適応される。その
結果、非常に適切な血圧測定が達成され、この測定は測
定されるあらゆる被験者にとって快適なものである。
ち高血圧、正常血圧、又は低血圧の何れの被験者が測定
されるかを示している。そこで弛緩ステップΔPdefの大
きさは、今度は一方では数的にみて都合のよい弛緩ステ
ップを、他方では非常に適切な測定結果を得るために十
分な数のステップが利用できるようにして改作すること
ができる。さらにまた、例えば被験者に薬が投与される
ことにより緊急モードにおいて実際の血圧値が測定サイ
クルCi中にシフトするような場合、サイクルCi＋１にお
ける弛緩ステップはかかるシフトにも適応される。その
結果、非常に適切な血圧測定が達成され、この測定は測
定されるあらゆる被験者にとって快適なものである。
本発明の別の特徴によれば、サイクルCi＋１における
減少ステップの大きさは、 であり、式中 P2ci≦サイクルCiのPmax P1ci≧サイクルCiのPmin P2ci＞P1ci及びｘ＝定数である。
減少ステップの大きさは、 であり、式中 P2ci≦サイクルCiのPmax P1ci≧サイクルCiのPmin P2ci＞P1ci及びｘ＝定数である。
これには、ステップΔPdefの大きさが、測定される個
々の被験者に特有の血圧値及び先行する測定サイクルCi
におけるその被験者の状態に特有の血圧値という二つの
血圧値に依存するという利点がある。定数である係数ｘ
は、カフを圧力P2ciから圧力P1ciまで弛緩する際の弛緩
即ち減少ステップΔPdefの数を同じにする。かくして緊
急モードにおける多数のサイクル中の各サイクルでの特
定の血圧値の各々、例えば収縮期圧Psysの血圧値は同程
度に適切なものである。加えて、高血圧又は低血圧の被
験者の測定は両方とも、少なくとも圧力区間P2ci−P1ci
の間では同数の減少ステップでもって行われる。その結
果、いろいろな異なるタイプの血圧の被験者についての
測定は、同程度に適切な値をもたらすことになる。
々の被験者に特有の血圧値及び先行する測定サイクルCi
におけるその被験者の状態に特有の血圧値という二つの
血圧値に依存するという利点がある。定数である係数ｘ
は、カフを圧力P2ciから圧力P1ciまで弛緩する際の弛緩
即ち減少ステップΔPdefの数を同じにする。かくして緊
急モードにおける多数のサイクル中の各サイクルでの特
定の血圧値の各々、例えば収縮期圧Psysの血圧値は同程
度に適切なものである。加えて、高血圧又は低血圧の被
験者の測定は両方とも、少なくとも圧力区間P2ci−P1ci
の間では同数の減少ステップでもって行われる。その結
果、いろいろな異なるタイプの血圧の被験者についての
測定は、同程度に適切な値をもたらすことになる。
本発明の他の特徴によれば、 P2ci＝Psysci、 P1ci＝Pdiaci、及び ３≦ｘ≦６である。
これには、減少ステップの大きさを求めるのに二つの
特定の血圧値が評価され、これら二つの特定の値Psysci
及びPdiaciがサイクルCiにおける被験者の状態を示すの
に本質的なものであるという利点がある。収縮期圧と拡
張期圧との間で３回から６回までの弛緩ステップを行う
ことにより、従来の振動測定法を用いる上で、特に人間
を測定する場合に、サイクル当たりの測定時間が適当な
ものとなり、また結果的に、実際の値から見て非常に適
切な血圧値がもたらされる。
特定の血圧値が評価され、これら二つの特定の値Psysci
及びPdiaciがサイクルCiにおける被験者の状態を示すの
に本質的なものであるという利点がある。収縮期圧と拡
張期圧との間で３回から６回までの弛緩ステップを行う
ことにより、従来の振動測定法を用いる上で、特に人間
を測定する場合に、サイクル当たりの測定時間が適当な
ものとなり、また結果的に、実際の値から見て非常に適
切な血圧値がもたらされる。
本発明の他の特徴によれば、最初のサイクルC0での減
少ステップΔPdefの大きさは、サイクルC0での減少ステ
ップの基礎をなす被験者の既知の血圧データに合わせら
れる。
少ステップΔPdefの大きさは、サイクルC0での減少ステ
ップの基礎をなす被験者の既知の血圧データに合わせら
れる。
これには、特に自動モードが用いられる場合に、最初
のサイクルC0が以前の測定で得られた既知の血圧値に合
わせられるという利点がある。しかし被験者の血圧値が
何もわかっていない場合は、最初のサイクルC0において
は一定の大きさの減少ステップΔＰを用いることができ
る。
のサイクルC0が以前の測定で得られた既知の血圧値に合
わせられるという利点がある。しかし被験者の血圧値が
何もわかっていない場合は、最初のサイクルC0において
は一定の大きさの減少ステップΔＰを用いることができ
る。
本発明の別の特徴によれば、ΔPdefは ΔPdefmin≦ΔPdef≦ΔPdefmax の範囲内で変化することができる。
これには、非常に極端な血圧血を持った被験者を測定
する場合に、減少ステップの大きさが大き過ぎも小さ過
ぎもしなくなるという利点がある。
する場合に、減少ステップの大きさが大き過ぎも小さ過
ぎもしなくなるという利点がある。
本発明の他の特徴によれば、特に人間を測定する場合
に、 ΔPdefminは約0.5kPa（4mmHg）であり、 ΔPdefmaxは約2kPa（16mmHg）である。
に、 ΔPdefminは約0.5kPa（4mmHg）であり、 ΔPdefmaxは約2kPa（16mmHg）である。
これには圧力減少ステップの大きさが、どんな人間に
も、即ち成人又は新生児にも適当な限界範囲内で変化す
るという利点がある。
も、即ち成人又は新生児にも適当な限界範囲内で変化す
るという利点がある。
以下に添付図面を参照して本発明の幾つかの実施例に
ついて説明する。
ついて説明する。
さて第１図を参照すると、図示のグラフは非侵襲性血
圧測定のカフ圧力／時間のグラフを表している。血圧計
カフは被験者の動脈の周りに装着され、収縮期圧レベル
Psysより高い圧力まで膨張されて、心拍の完全に一サイ
クル分、動脈を完全に閉塞する。その後カフ圧力は徐々
に減少され、閉塞度が漸次より少なくなる動脈を流れる
血流の増大を可能ならしめる（時刻tstaで始まる第１図
の上側のグラフ）。
圧測定のカフ圧力／時間のグラフを表している。血圧計
カフは被験者の動脈の周りに装着され、収縮期圧レベル
Psysより高い圧力まで膨張されて、心拍の完全に一サイ
クル分、動脈を完全に閉塞する。その後カフ圧力は徐々
に減少され、閉塞度が漸次より少なくなる動脈を流れる
血流の増大を可能ならしめる（時刻tstaで始まる第１図
の上側のグラフ）。
従来の振動測定法の技術によれば、動脈内の圧力振動
はカフの対圧の変化によって検知され、次いでトランス
デューサによって検出される。次々に出現する複合振動
（oscillary complexs）（上側のグラフには示していな
い）のピーク振幅の測定値は、メモリに記憶される。ま
た複合的ピークの各々について、得られたカフ圧力も記
憶される。測定サイクルが進むにつれて、複合血圧信号
のピーク振幅は一般に最大値まで単調に大きくなり、次
いでカフ圧が弛緩し続けるにつれて単調に小さくなる。
カフ圧の複合振動のピーク振幅及びこれに対応する閉塞
カフ圧力値は、処理手段のコンピュータメモリに記憶さ
れる。
はカフの対圧の変化によって検知され、次いでトランス
デューサによって検出される。次々に出現する複合振動
（oscillary complexs）（上側のグラフには示していな
い）のピーク振幅の測定値は、メモリに記憶される。ま
た複合的ピークの各々について、得られたカフ圧力も記
憶される。測定サイクルが進むにつれて、複合血圧信号
のピーク振幅は一般に最大値まで単調に大きくなり、次
いでカフ圧が弛緩し続けるにつれて単調に小さくなる。
カフ圧の複合振動のピーク振幅及びこれに対応する閉塞
カフ圧力値は、処理手段のコンピュータメモリに記憶さ
れる。
カフの膨張は、カフの大きさ、及びカフの装着が例え
ば被験者の上腕の周りか指の周りか等により、２秒から
４秒以内に行われる。
ば被験者の上腕の周りか指の周りか等により、２秒から
４秒以内に行われる。
ピーク振幅（各ステップで二つの振幅が測定される）
を解釈するために、ピーク振幅を囲む包絡線10が求めら
れる（第１図の下側のグラフに示してある）。
を解釈するために、ピーク振幅を囲む包絡線10が求めら
れる（第１図の下側のグラフに示してある）。
第１図で、一点鎖線は一定の大きさの増分での弛緩ス
テップΔPpaを用いる従来の振動測定法を例示してい
る。ステップΔPpaの大きさは1.064kPa（8mmHg）であ
る。この一点鎖線は、180/100という高血圧に特有な血
圧値を有する成人Ｄを表している。その結果、PsysとPd
iaの間に10個の弛緩ステップΔPpaが必要となる。結果
的に、時刻tstaで始まり時刻ｔ′nextで終わる一測定サ
イクル全体の時間は不必要に長い。
テップΔPpaを用いる従来の振動測定法を例示してい
る。ステップΔPpaの大きさは1.064kPa（8mmHg）であ
る。この一点鎖線は、180/100という高血圧に特有な血
圧値を有する成人Ｄを表している。その結果、PsysとPd
iaの間に10個の弛緩ステップΔPpaが必要となる。結果
的に、時刻tstaで始まり時刻ｔ′nextで終わる一測定サ
イクル全体の時間は不必要に長い。
本発明によれば、式（Ｉ）を用い、 この場合に P2ci＝180、前のサイクルCiにおける収縮期圧、 P1ci＝100、サイクルCiにおける拡張期圧、 とすれば、大きさΔPdef＝16（＝16mmHg＝2.128kPa）の
ステップが５個生ずる。さらなる弛緩ステップは、収縮
期圧より上と拡張期圧より下で行われる。その結果、時
刻tstaで始まり時刻tnextで終わる測定サイクルの全時
間はより短くなる。得られる８対のピーク振幅は包絡線
10を求めるのに充分なものであり、この包絡線10から測
定サイクルCi＋１の収縮期圧、平均圧及び拡張期圧を求
めることができる。次に第２図を参照すると、カフ圧力
／時間のグラフが示されており、70/50という典型的な
値を有する低血圧の成人Ｂの血圧測定サイクルCi＋１が
示されている。
ステップが５個生ずる。さらなる弛緩ステップは、収縮
期圧より上と拡張期圧より下で行われる。その結果、時
刻tstaで始まり時刻tnextで終わる測定サイクルの全時
間はより短くなる。得られる８対のピーク振幅は包絡線
10を求めるのに充分なものであり、この包絡線10から測
定サイクルCi＋１の収縮期圧、平均圧及び拡張期圧を求
めることができる。次に第２図を参照すると、カフ圧力
／時間のグラフが示されており、70/50という典型的な
値を有する低血圧の成人Ｂの血圧測定サイクルCi＋１が
示されている。
一点鎖線は、ΔPpa＝1.064kPa（8mmHg）という一定の
増分ステップを用いる従来の振動測定法の結果を示す。
その結果、収縮期圧Psysと拡張期圧Pdiaとの間には弛緩
ステップは二つしか生じていない。対応するピーク振幅
またはその包絡線を解釈することはほとんど不可能であ
り、得られる圧力値にはかなりの誤差を伴う。
増分ステップを用いる従来の振動測定法の結果を示す。
その結果、収縮期圧Psysと拡張期圧Pdiaとの間には弛緩
ステップは二つしか生じていない。対応するピーク振幅
またはその包絡線を解釈することはほとんど不可能であ
り、得られる圧力値にはかなりの誤差を伴う。
本発明によれば、式（Ｉ）を用い、 この場合に 70＝P2ci＝Psys 50＝P1ci＝Pdia とすれば、成人Ｂは第１図に示された成人Ｄと同数（即
ち５個）の弛緩ステップで測定される。
ち５個）の弛緩ステップで測定される。
結果的に、本発明による方法は優れた、同程度に適切
な結果をもたらすものである。
な結果をもたらすものである。
被験者の個々の血圧値P2ci及びP1ciの評価は変化させ
ることができる。また定数ｘも、使用する機器の精度に
応じて変えることができる。例えば、非常に高度な測定
手段を備えた機器では、より単純な機器よりも弛緩ステ
ップを少なくすることができる。
ることができる。また定数ｘも、使用する機器の精度に
応じて変えることができる。例えば、非常に高度な測定
手段を備えた機器では、より単純な機器よりも弛緩ステ
ップを少なくすることができる。
しかしながら、本発明の教示によれば、一つの機器を
用いて行ったすべての測定の結果は、測定される被験者
に適応していると同時に、同程度に適切なものである。
用いて行ったすべての測定の結果は、測定される被験者
に適応していると同時に、同程度に適切なものである。
本発明による装置（図示せず）は、カフと、膨張及び
弛緩手段と、カフ圧を下げる手段と、及びカフにおける
影響を検出するための、例えばEP−A2−0 208 520に記
載された如き技術的に公知の手段とからなる。本発明に
よる装置は更に、サイクルCiにおける被験者の血圧値P2
ci及びP1ciを格納する記憶手段を有する処理手段を備え
ている。この処理手段はP2ciとP1ciの間の差を求め、こ
の差を係数ｘで細分して、サイクルCi＋１における増加
的圧力減少ステップPdefの大きさを求める。前記処理手
段はカフ圧を減少させる手段に対してこの大きさの値を
供給し、該手段はサイクルCi＋１におけるカフ圧を前記
大きさの値ΔPdefでもって減少させる。
弛緩手段と、カフ圧を下げる手段と、及びカフにおける
影響を検出するための、例えばEP−A2−0 208 520に記
載された如き技術的に公知の手段とからなる。本発明に
よる装置は更に、サイクルCiにおける被験者の血圧値P2
ci及びP1ciを格納する記憶手段を有する処理手段を備え
ている。この処理手段はP2ciとP1ciの間の差を求め、こ
の差を係数ｘで細分して、サイクルCi＋１における増加
的圧力減少ステップPdefの大きさを求める。前記処理手
段はカフ圧を減少させる手段に対してこの大きさの値を
供給し、該手段はサイクルCi＋１におけるカフ圧を前記
大きさの値ΔPdefでもって減少させる。
監視手段は、大きさの値ΔPdefが上限及び下限ΔPdef
max及びΔPdefmaxを超えていないかどうかを検出する。
max及びΔPdefmaxを超えていないかどうかを検出する。
以上述べた如く本発明によれば、振動測定法により非
侵襲的血圧測定を行う方法が提供される。ある測定サイ
クルCi＋１において、カフを弛緩させる減少ステップΔ
Pdefの大きさは、それに先行する測定サイクルCiにおけ
る被験者の実際の血圧値の関数である。従って、従来の
ように一定のステップで弛緩を行うのではなしに、測定
される被験者の実際の状態に応じてステップの大きさ、
数を対応させていくことが可能である。これは特に、い
わゆる緊急（stat）モードでの測定サイクルにとって有
用である。かくして高血圧、低血圧といった被験者の実
際の状態に合わせて、適切な数のステップでもって、好
都合に測定を行うことができる。
侵襲的血圧測定を行う方法が提供される。ある測定サイ
クルCi＋１において、カフを弛緩させる減少ステップΔ
Pdefの大きさは、それに先行する測定サイクルCiにおけ
る被験者の実際の血圧値の関数である。従って、従来の
ように一定のステップで弛緩を行うのではなしに、測定
される被験者の実際の状態に応じてステップの大きさ、
数を対応させていくことが可能である。これは特に、い
わゆる緊急（stat）モードでの測定サイクルにとって有
用である。かくして高血圧、低血圧といった被験者の実
際の状態に合わせて、適切な数のステップでもって、好
都合に測定を行うことができる。
第１図は時間軸に対してカフ圧をプロットして示す、本
発明による第一の実施例を例示したグラフであり、 第２図は本発明による第二の実施例を例示した、第１図
に類似のグラフである。 10……包絡線、Psys……収縮期圧 Pdia……拡張期圧、ΔPdef……ステップ
発明による第一の実施例を例示したグラフであり、 第２図は本発明による第二の実施例を例示した、第１図
に類似のグラフである。 10……包絡線、Psys……収縮期圧 Pdia……拡張期圧、ΔPdef……ステップ
Claims (3)
- 【請求項１】被験者の血圧を測定するための装置であっ
て、 被験者の動脈のある肢に装着できる膨張及び弛緩可能な
血圧計カフと、 前記カフを被験者の収縮期圧Psysより高い圧力Pmaxまで
膨張させる加圧手段と、 一連の時間間隔でほぼ等しい大きさの一連のカフ圧急峻
減分ΔPdefでカフ圧をPmaxから被験者の拡張期圧Pdiaよ
り低い圧力Pminまで減少させる減圧手段であって、この
とき、サイクルｉ＋１（ｉ≧１）における各時間間隔毎
の圧力減少が、サイクルｉで決定された２つの実際の圧
力値P2ci,P1ci（Pmin≦Plci＜P2ci≦Pmax）の差を被験
者に依存しない６以下の正の定数で除算することにより
決定され、これにより動脈を流れる血流を順次増大せし
める、前記減圧手段と、 カフ圧がほぼ一定となる各時間間隔における動脈圧を決
定し、及び、Psys,Pdia及びサイクルｉ＋１についての
平均動脈圧を決定する、測定手段と、 サイクルｉ＋１についての被験者の血圧値Psys,Pdiaを
表示する表示手段とを備えていることを特徴とする、血
圧測定装置。 - 【請求項２】第１サイクルｉ＝１について、前記圧力減
分ΔPdefが次式 によって決定されるように前に決定された被験者の収縮
期圧値Psys,0及び拡張期圧値Pdia,0の利用を可能にする
データ入力手段を更に備えている、請求項１に記載の血
圧測定装置。 - 【請求項３】２つの血圧測定サイクルｉ＝1,i＝２を実
行させるリサイクル手段を更に備えている、請求項１に
記載の血圧測定装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP88112448A EP0353315B1 (en) | 1988-08-01 | 1988-08-01 | Method for measuring blood pressure and apparatus for automated blood pressure measuring |
| EP88112448.1 | 1988-08-01 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0280027A JPH0280027A (ja) | 1990-03-20 |
| JP2852340B2 true JP2852340B2 (ja) | 1999-02-03 |
Family
ID=8199163
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1200146A Expired - Lifetime JP2852340B2 (ja) | 1988-08-01 | 1989-08-01 | 血圧測定方法及び装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4926873A (ja) |
| EP (1) | EP0353315B1 (ja) |
| JP (1) | JP2852340B2 (ja) |
| DE (1) | DE3884946T2 (ja) |
Families Citing this family (27)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0482242B1 (en) * | 1990-10-26 | 1994-12-14 | Hewlett-Packard GmbH | Method and apparatus for automatic blood pressure monitoring |
| US5238001A (en) * | 1991-11-12 | 1993-08-24 | Stuart Medical Inc. | Ambulatory patient monitoring system having multiple monitoring units and optical communications therebetween |
| US5704362A (en) * | 1993-08-13 | 1998-01-06 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Method for oscillometric blood pressure determination employing curve fitting |
| US5518000A (en) * | 1994-09-30 | 1996-05-21 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor employing deflation periods of alternating durations |
| US5606977A (en) * | 1995-01-04 | 1997-03-04 | Critikon, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor which automatically determines when to take blood pressure measurements |
| US5680870A (en) * | 1995-01-04 | 1997-10-28 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor which acquires blood pressure signals from composite arterial pulse signal |
| US5579776A (en) * | 1995-01-13 | 1996-12-03 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor with enhanced cuff pressure control |
| US5577508A (en) * | 1995-01-13 | 1996-11-26 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Determination of oscillometric blood pressure by linear approximation |
| US5590662A (en) * | 1995-02-15 | 1997-01-07 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Detection of oscillometric blood pressure complexes using correlation |
| US5800359A (en) * | 1995-05-19 | 1998-09-01 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | NIBP playback system |
| US5913826A (en) | 1996-06-12 | 1999-06-22 | K-One Technologies | Wideband external pulse cardiac monitor |
| DE10055316A1 (de) * | 2000-11-08 | 2002-05-16 | Taidoc Corp | Verfahren und Vorrichtung zur Blutdruckmessung |
| KR100745747B1 (ko) | 2001-08-21 | 2007-08-02 | 삼성전자주식회사 | 선형적으로 변화시킬 수 있는 공기 압력을 이용한 혈압측정 장치 및 방법 |
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| US9301566B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-04-05 | Nike, Inc. | Sole structures and articles of footwear having a lightweight midsole member with protective elements |
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| CA3068723A1 (en) | 2017-07-06 | 2019-01-10 | Caretaker Medical, Llc | Self-calibrating systems and methods for blood pressure wave form analysis and diagnostic support |
| EP3473170A1 (en) | 2017-10-18 | 2019-04-24 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus and method for estimating cardiovascular information |
| CN111655137A (zh) | 2017-12-04 | 2020-09-11 | 职业医生有限责任公司 | 蝶形套子 |
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| DE3424535A1 (de) * | 1984-07-04 | 1986-01-09 | Bosch Gmbh Robert | Elektronisches blutdruckmessverfahren |
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-
1988
- 1988-08-01 EP EP88112448A patent/EP0353315B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1988-08-01 DE DE88112448T patent/DE3884946T2/de not_active Expired - Lifetime
-
1989
- 1989-03-20 US US07/325,627 patent/US4926873A/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-08-01 JP JP1200146A patent/JP2852340B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4349034A (en) | 1978-04-10 | 1982-09-14 | Johnson & Johnson | Automatic mean blood pressure reading device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0280027A (ja) | 1990-03-20 |
| DE3884946D1 (de) | 1993-11-18 |
| DE3884946T2 (de) | 1994-02-03 |
| EP0353315B1 (en) | 1993-10-13 |
| US4926873A (en) | 1990-05-22 |
| EP0353315A1 (en) | 1990-02-07 |
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