JP3363847B2 - 血圧測定装置 - Google Patents
血圧測定装置Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- 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
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
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Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、オシロメトリック
方式の血圧測定装置において、血圧測定の精度を向上さ
せるために、カフが巻回された範囲のうち下流側の体表
面に伝播する脈波を検出する脈波検出装置を備え、その
脈波検出装置により検出される脈波に基づいて血圧を測
定する形式の血圧測定装置に関するものである。なお、
下流側とは、カフを上流側および下流側の２つに分けた
場合の下流側を意味する。
方式の血圧測定装置において、血圧測定の精度を向上さ
せるために、カフが巻回された範囲のうち下流側の体表
面に伝播する脈波を検出する脈波検出装置を備え、その
脈波検出装置により検出される脈波に基づいて血圧を測
定する形式の血圧測定装置に関するものである。なお、
下流側とは、カフを上流側および下流側の２つに分けた
場合の下流側を意味する。
【０００２】
【従来の技術】オシロメトリック方式による血圧測定装
置は、生体の所定部位に巻回されるカフに設けられた膨
張袋内の圧力を、そのカフ下の動脈を完全に止血できる
圧力として予め設定した圧迫圧力まで昇圧させた後に、
所定の速度で徐速降圧させる過程において、その膨張袋
内の圧力を逐次検出し、さらに、その逐次検出される膨
張袋内の圧力から脈波を弁別し、その弁別された脈波の
振幅の立ち上がり点すなわち振幅が急激に大きくなると
きの圧迫圧力を検出し、その圧力を最高血圧値として決
定する方式が一般的である。
置は、生体の所定部位に巻回されるカフに設けられた膨
張袋内の圧力を、そのカフ下の動脈を完全に止血できる
圧力として予め設定した圧迫圧力まで昇圧させた後に、
所定の速度で徐速降圧させる過程において、その膨張袋
内の圧力を逐次検出し、さらに、その逐次検出される膨
張袋内の圧力から脈波を弁別し、その弁別された脈波の
振幅の立ち上がり点すなわち振幅が急激に大きくなると
きの圧迫圧力を検出し、その圧力を最高血圧値として決
定する方式が一般的である。
【０００３】しかし、上記血圧測定装置では、脈波の振
幅の立ち上がり点が不明確なために、決定される最高血
圧値が不正確な場合がある。これは、カフが巻回されて
いる範囲のうち上流側では、カフの圧迫圧力が最高血圧
値よりも高い場合であっても動脈の脈動が開始する場合
があるからである。特に、カフによりその部位の動脈を
完全に止血させることが困難な部位では、カフの圧迫圧
力が最高血圧値よりも高い圧力における動脈の脈動が大
きくなり易いので、脈波の振幅の立ち上がり点が不明確
になり易い。
幅の立ち上がり点が不明確なために、決定される最高血
圧値が不正確な場合がある。これは、カフが巻回されて
いる範囲のうち上流側では、カフの圧迫圧力が最高血圧
値よりも高い場合であっても動脈の脈動が開始する場合
があるからである。特に、カフによりその部位の動脈を
完全に止血させることが困難な部位では、カフの圧迫圧
力が最高血圧値よりも高い圧力における動脈の脈動が大
きくなり易いので、脈波の振幅の立ち上がり点が不明確
になり易い。
【０００４】上記問題点を解決するために、カフの膨張
袋の内側において下流側に脈波検出装置を備え、その脈
波検出装置により検出される脈波の振幅に基づいて血圧
値を測定することが考えられる。たとえば、血管を圧迫
する膨張袋とは別に、カフ内において下流側に設けた脈
波検出用の膨張袋と、該膨張袋内の圧力を検出する圧力
センサとにより脈波検出装置を構成し、その脈波検出用
の膨張袋に発生する脈波の振幅に基づいて血圧値を測定
することが考えられている。このようにすれば、カフの
圧迫圧力が最高血圧値よりも高い圧力においてカフが巻
回されている範囲のうち上流側で脈動があっても、その
脈動はカフ内において下流側に設けられた脈波検出用の
膨張袋には直接的には検出されないので、脈波振幅の立
ち上がりが明確になり、最高血圧値を正確に決定するこ
とができる。
袋の内側において下流側に脈波検出装置を備え、その脈
波検出装置により検出される脈波の振幅に基づいて血圧
値を測定することが考えられる。たとえば、血管を圧迫
する膨張袋とは別に、カフ内において下流側に設けた脈
波検出用の膨張袋と、該膨張袋内の圧力を検出する圧力
センサとにより脈波検出装置を構成し、その脈波検出用
の膨張袋に発生する脈波の振幅に基づいて血圧値を測定
することが考えられている。このようにすれば、カフの
圧迫圧力が最高血圧値よりも高い圧力においてカフが巻
回されている範囲のうち上流側で脈動があっても、その
脈動はカフ内において下流側に設けられた脈波検出用の
膨張袋には直接的には検出されないので、脈波振幅の立
ち上がりが明確になり、最高血圧値を正確に決定するこ
とができる。
【０００５】しかし、上記脈波検出装置により検出され
る脈波の振幅であっても、その立ち上がり点が不明確な
場合がある。特に、足首のように、完全に止血すること
が困難な部位における測定では、脈波振幅の立ち上がり
点が不明確になる場合が多い。これは、カフによる圧迫
圧力が最高血圧値よりも高い圧力においてカフの上流側
で発生する脈波は、直接的には上記脈波検出装置には検
出されないが、圧迫用の膨張袋を介して間接的に脈波検
出装置に検出されてしまう。すなわち、カフによる圧迫
圧力が最高血圧値よりも高い圧力においてカフの上流側
で発生する脈波は、圧迫用の膨張袋に圧力振動を発生さ
せ、その圧力振動が脈波検出装置に検出されしてしまう
のである。そのため、脈波検出装置により検出される脈
波の振幅に基づいて血圧値を決定しても、その血圧値が
不正確な場合がある。
る脈波の振幅であっても、その立ち上がり点が不明確な
場合がある。特に、足首のように、完全に止血すること
が困難な部位における測定では、脈波振幅の立ち上がり
点が不明確になる場合が多い。これは、カフによる圧迫
圧力が最高血圧値よりも高い圧力においてカフの上流側
で発生する脈波は、直接的には上記脈波検出装置には検
出されないが、圧迫用の膨張袋を介して間接的に脈波検
出装置に検出されてしまう。すなわち、カフによる圧迫
圧力が最高血圧値よりも高い圧力においてカフの上流側
で発生する脈波は、圧迫用の膨張袋に圧力振動を発生さ
せ、その圧力振動が脈波検出装置に検出されしてしまう
のである。そのため、脈波検出装置により検出される脈
波の振幅に基づいて血圧値を決定しても、その血圧値が
不正確な場合がある。
【０００６】本発明は以上のような事情を背景として為
されたものであり、その目的とするところは、正確な血
圧値を得ることができる血圧測定装置を提供することに
ある。
されたものであり、その目的とするところは、正確な血
圧値を得ることができる血圧測定装置を提供することに
ある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に種々検討を重ねた結果、脈波検出装置により検出され
る脈波の振幅から、動脈を圧迫するための膨張袋に発生
する脈波の振幅の影響を差し引けば、脈波振幅の立ち上
がりが明確になり、正確な血圧値が得られることを見い
だした。本発明はかかる知見に基づいて為されたもので
ある。
に種々検討を重ねた結果、脈波検出装置により検出され
る脈波の振幅から、動脈を圧迫するための膨張袋に発生
する脈波の振幅の影響を差し引けば、脈波振幅の立ち上
がりが明確になり、正確な血圧値が得られることを見い
だした。本発明はかかる知見に基づいて為されたもので
ある。
【０００８】すなわち、上記目的を達成するための本発
明の要旨とするところは、生体の所定部位に巻回される
カフに、その所定部位内の動脈を圧迫するために設けら
れた第１膨張袋と、そのカフが巻回された範囲のうち下
流側の体表面に伝播する前記動脈からの脈波を逐次検出
する脈波検出装置とを備え、そのカフの圧迫圧力を徐速
降圧させる過程でその脈波検出装置により検出される脈
波に基づいて前記生体の血圧値を測定する血圧測定装置
であって、(a) 前記動脈内の血流が阻止されている区間
において前記脈波検出装置により検出された脈波振幅と
前記第１膨張袋に発生した脈波振幅とが略等しくなるよ
うに、前記カフ内の圧迫圧力が徐速降圧させられる過程
で前記脈波検出装置により逐次検出された脈波振幅、お
よび前記カフ内の圧迫圧力が徐速降圧させられる過程で
前記第１膨張袋に逐次発生した脈波振幅の前記脈波検出
装置により検出された脈波振幅および前記第１膨張袋に
発生した脈波振幅の少なくとも一方を補正する振幅補正
手段と、(b) 立ち上がり点を明確にするために、その振
幅補正手段により少なくとも一方が補正された、前記脈
波検出装置により逐次検出されたそれぞれの脈波振幅と
前記第１膨張袋に逐次発生したそれぞれの脈波振幅との
振幅差を算出する振幅差算出手段と、(c) その振幅差算
出手段により算出された振幅差の立ち上がり点に基づい
て前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段とを、含
むことにある。
明の要旨とするところは、生体の所定部位に巻回される
カフに、その所定部位内の動脈を圧迫するために設けら
れた第１膨張袋と、そのカフが巻回された範囲のうち下
流側の体表面に伝播する前記動脈からの脈波を逐次検出
する脈波検出装置とを備え、そのカフの圧迫圧力を徐速
降圧させる過程でその脈波検出装置により検出される脈
波に基づいて前記生体の血圧値を測定する血圧測定装置
であって、(a) 前記動脈内の血流が阻止されている区間
において前記脈波検出装置により検出された脈波振幅と
前記第１膨張袋に発生した脈波振幅とが略等しくなるよ
うに、前記カフ内の圧迫圧力が徐速降圧させられる過程
で前記脈波検出装置により逐次検出された脈波振幅、お
よび前記カフ内の圧迫圧力が徐速降圧させられる過程で
前記第１膨張袋に逐次発生した脈波振幅の前記脈波検出
装置により検出された脈波振幅および前記第１膨張袋に
発生した脈波振幅の少なくとも一方を補正する振幅補正
手段と、(b) 立ち上がり点を明確にするために、その振
幅補正手段により少なくとも一方が補正された、前記脈
波検出装置により逐次検出されたそれぞれの脈波振幅と
前記第１膨張袋に逐次発生したそれぞれの脈波振幅との
振幅差を算出する振幅差算出手段と、(c) その振幅差算
出手段により算出された振幅差の立ち上がり点に基づい
て前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段とを、含
むことにある。
【０００９】
【発明の効果】このようにすれば、振幅補正手段によ
り、カフが巻回されている部位の動脈内の血流が阻止さ
れている区間において脈波検出装置により検出された脈
波振幅と第１膨張袋に発生した脈波振幅とが略等しくな
るように、脈波検出装置により検出された脈波振幅およ
び第１膨張袋に発生した脈波振幅の少なくとも一方が補
正され、振幅差算出手段により、その振幅補正手段によ
って補正された後の脈波検出装置により検出された脈波
振幅と第１膨張袋に発生した脈波振幅との振幅差が算出
されるので、この振幅差は明確な立ち上がり点を示す。
そして、血圧値決定手段により、その振幅差算出手段に
よって算出された振幅差の立ち上がり点に基づいて生体
の血圧値が決定されるので、正確な血圧値を得ることが
できる。
り、カフが巻回されている部位の動脈内の血流が阻止さ
れている区間において脈波検出装置により検出された脈
波振幅と第１膨張袋に発生した脈波振幅とが略等しくな
るように、脈波検出装置により検出された脈波振幅およ
び第１膨張袋に発生した脈波振幅の少なくとも一方が補
正され、振幅差算出手段により、その振幅補正手段によ
って補正された後の脈波検出装置により検出された脈波
振幅と第１膨張袋に発生した脈波振幅との振幅差が算出
されるので、この振幅差は明確な立ち上がり点を示す。
そして、血圧値決定手段により、その振幅差算出手段に
よって算出された振幅差の立ち上がり点に基づいて生体
の血圧値が決定されるので、正確な血圧値を得ることが
できる。
【００１０】
【発明の他の態様】ここで、好適には、前記脈波検出装
置は、前記第１膨張袋の内側においてその第１膨張袋の
下流側に設けられた、前記第１膨張袋よりも小幅の第２
膨張袋を備え、その第２膨張袋に発生する脈波を検出す
るものである。このようにすれば、血圧測定装置の構成
が単純になるので、血圧測定装置が容易且つ安価に構成
できる利点がある。
置は、前記第１膨張袋の内側においてその第１膨張袋の
下流側に設けられた、前記第１膨張袋よりも小幅の第２
膨張袋を備え、その第２膨張袋に発生する脈波を検出す
るものである。このようにすれば、血圧測定装置の構成
が単純になるので、血圧測定装置が容易且つ安価に構成
できる利点がある。
【００１１】
【発明の好適な実施の形態】以下、本発明の一実施例を
図面に基づいて詳細に説明する。図１は本発明が適用さ
れた血圧測定装置１０の構成を説明するブロック線図で
ある。
図面に基づいて詳細に説明する。図１は本発明が適用さ
れた血圧測定装置１０の構成を説明するブロック線図で
ある。
【００１２】図１において、カフ１２は、図示しない生
体の足首を巻回するためのものであり、足首における血
圧測定に一般的に用いられるカフとは第２膨張袋として
機能する第２ゴム嚢１４が設けられている点において異
なる。すなわち、カフ１２は、伸展性がなく且つ比較的
剛性の高い布により、生体の足首に好適に巻回できる形
状に構成された帯状の腕帯袋１６と、その腕帯袋１６の
内部に、幅方向がその腕帯袋１６よりもやや短く長手方
向が足首の周囲の長さよりも短い所定の長さ（たとえば
平均的な足首の周囲の長さの２／３倍）の第１ゴム嚢１
８とを備えている。この第１ゴム嚢１８は、第１膨張袋
として機能するものであり、主としてカフ１２が巻回さ
れた部位の血管を圧迫して閉塞させるために用いられ
る。さらに、腕帯袋１６内には、カフ１２が図示しない
生体の足首に巻回されたときに、第１ゴム嚢１８よりも
内側において下流側の端となる位置に、長手方向の長さ
が第１ゴム嚢１８と略等しく且つ幅方向の長さがその第
１ゴム嚢１８の幅方向の長さの数分の１以下（たとえば
第１ゴム嚢１８の４分の１乃至６分の１程度）である第
２ゴム嚢１４が備えられている。この第２ゴム嚢１４
は、主として、カフ１２が巻回された部位の動脈の脈動
を検出するために用いられる。図２は、上記のように構
成されたカフ１２が生体の足首１９に巻回され、カフ１
２が巻回された部位の動脈２１が閉塞させられている状
態を示す図である。図２に示すように、第１ゴム嚢１８
と第２ゴム嚢１４との間には、遮蔽板２３が設けられて
いる。この遮蔽板２３は、第１ゴム嚢１８に発生する振
動が第２ゴム嚢１４に伝達されないようにするためのも
のであり、幅方向および長手方向の大きさが第２ゴム嚢
１４と略同様の大きさであり、厚さが０．３ｍｍ程度の
比較的硬質な可撓性材料により構成されている。なお、
図１のカフ１２は、上記遮蔽板２３を省略して示してあ
る。
体の足首を巻回するためのものであり、足首における血
圧測定に一般的に用いられるカフとは第２膨張袋として
機能する第２ゴム嚢１４が設けられている点において異
なる。すなわち、カフ１２は、伸展性がなく且つ比較的
剛性の高い布により、生体の足首に好適に巻回できる形
状に構成された帯状の腕帯袋１６と、その腕帯袋１６の
内部に、幅方向がその腕帯袋１６よりもやや短く長手方
向が足首の周囲の長さよりも短い所定の長さ（たとえば
平均的な足首の周囲の長さの２／３倍）の第１ゴム嚢１
８とを備えている。この第１ゴム嚢１８は、第１膨張袋
として機能するものであり、主としてカフ１２が巻回さ
れた部位の血管を圧迫して閉塞させるために用いられ
る。さらに、腕帯袋１６内には、カフ１２が図示しない
生体の足首に巻回されたときに、第１ゴム嚢１８よりも
内側において下流側の端となる位置に、長手方向の長さ
が第１ゴム嚢１８と略等しく且つ幅方向の長さがその第
１ゴム嚢１８の幅方向の長さの数分の１以下（たとえば
第１ゴム嚢１８の４分の１乃至６分の１程度）である第
２ゴム嚢１４が備えられている。この第２ゴム嚢１４
は、主として、カフ１２が巻回された部位の動脈の脈動
を検出するために用いられる。図２は、上記のように構
成されたカフ１２が生体の足首１９に巻回され、カフ１
２が巻回された部位の動脈２１が閉塞させられている状
態を示す図である。図２に示すように、第１ゴム嚢１８
と第２ゴム嚢１４との間には、遮蔽板２３が設けられて
いる。この遮蔽板２３は、第１ゴム嚢１８に発生する振
動が第２ゴム嚢１４に伝達されないようにするためのも
のであり、幅方向および長手方向の大きさが第２ゴム嚢
１４と略同様の大きさであり、厚さが０．３ｍｍ程度の
比較的硬質な可撓性材料により構成されている。なお、
図１のカフ１２は、上記遮蔽板２３を省略して示してあ
る。
【００１３】上記第１ゴム嚢１８は、配管２０を介して
切換弁２２および第１圧力センサ２４に接続され、切換
弁２２は配管２６により空気ポンプ２８に接続されてい
る。また、上記第２ゴム嚢１４も、第１ゴム嚢１８に接
続されている上記配管２０から分岐した配管３０を介し
て第２圧力センサ３２および前記切換弁２２に接続され
ているが、第２ゴム嚢１４に接続されている配管３０
は、第１ゴム嚢１８に接続されている配管２０よりも細
くされて絞り装置として機能している。
切換弁２２および第１圧力センサ２４に接続され、切換
弁２２は配管２６により空気ポンプ２８に接続されてい
る。また、上記第２ゴム嚢１４も、第１ゴム嚢１８に接
続されている上記配管２０から分岐した配管３０を介し
て第２圧力センサ３２および前記切換弁２２に接続され
ているが、第２ゴム嚢１４に接続されている配管３０
は、第１ゴム嚢１８に接続されている配管２０よりも細
くされて絞り装置として機能している。
【００１４】上記切換弁２２は、カフ１２内（すなわち
第１ゴム嚢１８および第２ゴム嚢１４内）への圧力の供
給を許容する圧力供給状態、カフ１２内を徐々に排圧す
る徐速排圧状態、およびカフ１２内を急速に排圧する急
速排圧状態の３つの状態に切り換えられるように構成さ
れている。
第１ゴム嚢１８および第２ゴム嚢１４内）への圧力の供
給を許容する圧力供給状態、カフ１２内を徐々に排圧す
る徐速排圧状態、およびカフ１２内を急速に排圧する急
速排圧状態の３つの状態に切り換えられるように構成さ
れている。
【００１５】前記第１圧力センサ２４は、第１ゴム嚢１
８内の第１圧力Ｐ1 を検出して、その圧力を表す第１圧
力信号ＳＰ1 を静圧弁別回路３４および脈波弁別回路３
６にそれぞれ供給する。静圧弁別回路３４はローパスフ
ィルタを備え、第１圧力信号ＳＰ1 に含まれる定常的な
圧力すなわち第１カフ圧ＰＫ1 を表す第１カフ圧信号Ｓ
Ｋ1 を弁別してその第１カフ圧信号ＳＫ1 をＡ／Ｄ変換
器３８を介して電子制御装置４０へ供給する。脈波弁別
回路３６はバンドパスフィルタを備え、第１圧力信号Ｓ
Ｐ1 の振動成分である脈波信号ＳＭ1 を周波数的に弁別
してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変換器４２を介して電
子制御装置４０へ供給する。この脈波信号ＳＭ1 は、カ
フ１２下の図示しない動脈からの脈動が第１ゴム嚢１８
に伝達されることにより第１ゴム嚢１８に発生する圧力
振動すなわち容積脈波を表す。
８内の第１圧力Ｐ1 を検出して、その圧力を表す第１圧
力信号ＳＰ1 を静圧弁別回路３４および脈波弁別回路３
６にそれぞれ供給する。静圧弁別回路３４はローパスフ
ィルタを備え、第１圧力信号ＳＰ1 に含まれる定常的な
圧力すなわち第１カフ圧ＰＫ1 を表す第１カフ圧信号Ｓ
Ｋ1 を弁別してその第１カフ圧信号ＳＫ1 をＡ／Ｄ変換
器３８を介して電子制御装置４０へ供給する。脈波弁別
回路３６はバンドパスフィルタを備え、第１圧力信号Ｓ
Ｐ1 の振動成分である脈波信号ＳＭ1 を周波数的に弁別
してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変換器４２を介して電
子制御装置４０へ供給する。この脈波信号ＳＭ1 は、カ
フ１２下の図示しない動脈からの脈動が第１ゴム嚢１８
に伝達されることにより第１ゴム嚢１８に発生する圧力
振動すなわち容積脈波を表す。
【００１６】前記第２圧力センサ３２は、第２ゴム嚢１
４内の第２圧力Ｐ2 を検出して、その圧力を表す第２圧
力信号ＳＰ2 を脈波弁別回路４４へ供給する。この脈波
弁別回路４４は、第１圧力センサ２４に接続された脈波
弁別回路３６と同様に構成されており、第２圧力信号Ｓ
Ｐ2 の振動成分である脈波信号ＳＭ2 を周波数的に弁別
してその脈波信号ＳＭ2 をＡ／Ｄ変換器４６を介して電
子制御装置４０へ供給する。この脈波信号ＳＭ2 は、カ
フ１２が巻回されている部位のうち下流側における図示
しない動脈からの脈動が第２ゴム嚢１４に伝達されるこ
とにより第２ゴム嚢１４に発生する圧力振動すなわち容
積脈波を表す。従って、本実施例では、第２ゴム嚢１
４、第２圧力センサ３２、および脈波弁別回路４４が脈
波検出装置４５として機能している。
４内の第２圧力Ｐ2 を検出して、その圧力を表す第２圧
力信号ＳＰ2 を脈波弁別回路４４へ供給する。この脈波
弁別回路４４は、第１圧力センサ２４に接続された脈波
弁別回路３６と同様に構成されており、第２圧力信号Ｓ
Ｐ2 の振動成分である脈波信号ＳＭ2 を周波数的に弁別
してその脈波信号ＳＭ2 をＡ／Ｄ変換器４６を介して電
子制御装置４０へ供給する。この脈波信号ＳＭ2 は、カ
フ１２が巻回されている部位のうち下流側における図示
しない動脈からの脈動が第２ゴム嚢１４に伝達されるこ
とにより第２ゴム嚢１４に発生する圧力振動すなわち容
積脈波を表す。従って、本実施例では、第２ゴム嚢１
４、第２圧力センサ３２、および脈波弁別回路４４が脈
波検出装置４５として機能している。
【００１７】上記電子制御装置４０は、ＣＰＵ４６、Ｒ
ＯＭ４８、ＲＡＭ５０、および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ４６は、ＲＯＭ４８に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ５０の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を
出力して切換弁２２および空気ポンプ２８を制御する。
また、その切換弁２２および空気ポンプ２８の制御過程
において、静圧弁別回路３４から供給される第１圧力信
号ＳＰ1 および脈波弁別回路３６、４６から供給される
脈波信号ＳＭ1、ＳＭ2 に基づいて生体の血圧値ＢＰを
決定し、その決定した血圧値ＢＰを表示器５２に表示す
る。
ＯＭ４８、ＲＡＭ５０、および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ４６は、ＲＯＭ４８に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ５０の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を
出力して切換弁２２および空気ポンプ２８を制御する。
また、その切換弁２２および空気ポンプ２８の制御過程
において、静圧弁別回路３４から供給される第１圧力信
号ＳＰ1 および脈波弁別回路３６、４６から供給される
脈波信号ＳＭ1、ＳＭ2 に基づいて生体の血圧値ＢＰを
決定し、その決定した血圧値ＢＰを表示器５２に表示す
る。
【００１８】図３は、上記電子制御装置４０の制御機能
の要部を説明する機能ブロック線図である。図におい
て、カフ圧制御手段６０は、空気ポンプ２８を駆動さ
せ、且つ、切換弁２２を圧力供給状態に切替えることに
より、生体の足首１９に巻回されたカフ１２内の圧力を
急速昇圧させ、第１圧力センサ２４により検出される第
１ゴム嚢１８内の第１圧力Ｐ1 に基づいて、そのカフ１
２の圧迫圧力が所定の目標圧力値ＰCM（たとえば、１８
０ｍｍＨｇ程度の圧力値）に到達したと判定した場合、
続いて切換弁２２を徐速排圧状態に切り替えることによ
り、カフ１２の圧迫圧力を３mmHg/sec程度に予め設定さ
れた速度で徐速降圧させる。そして、カフ１２の圧迫圧
力が最低血圧値ＢＰDIA よりも十分に低い予め設定され
た測定終了圧力値ＰCEになると、切換弁２２を急速排圧
状態に切替え且つ空気ポンプ２８を停止させる。
の要部を説明する機能ブロック線図である。図におい
て、カフ圧制御手段６０は、空気ポンプ２８を駆動さ
せ、且つ、切換弁２２を圧力供給状態に切替えることに
より、生体の足首１９に巻回されたカフ１２内の圧力を
急速昇圧させ、第１圧力センサ２４により検出される第
１ゴム嚢１８内の第１圧力Ｐ1 に基づいて、そのカフ１
２の圧迫圧力が所定の目標圧力値ＰCM（たとえば、１８
０ｍｍＨｇ程度の圧力値）に到達したと判定した場合、
続いて切換弁２２を徐速排圧状態に切り替えることによ
り、カフ１２の圧迫圧力を３mmHg/sec程度に予め設定さ
れた速度で徐速降圧させる。そして、カフ１２の圧迫圧
力が最低血圧値ＢＰDIA よりも十分に低い予め設定され
た測定終了圧力値ＰCEになると、切換弁２２を急速排圧
状態に切替え且つ空気ポンプ２８を停止させる。
【００１９】第１振幅決定手段６２は、カフ圧制御手段
６０によりカフ１２内の圧迫圧力が徐速降圧させられる
過程で、第１圧力センサ２４により逐次検出された第１
圧力Ｐ1 の振動成分すなわち脈波弁別回路３６により弁
別された脈波信号ＳＭ1 について、その振幅（第１振幅
Ａ1 とする）を一拍毎に決定し、その第１振幅Ａ1 を静
圧弁別回路３４により弁別された第１カフ圧ＰＫ1 とと
もにＲＡＭ５０の所定の記憶領域に記憶する。図４に示
されている曲線Ｃ1 は、この第１振幅決定手段６２より
決定された第１振幅Ａ1 の第１カフ圧ＰＫ1 に対する関
係を示す曲線である。第１カフ圧ＰＫ1 が、後述する血
圧値決定手段７２により決定される最高血圧値ＢＰSYS
よりも高い範囲においては、カフ１２の圧迫圧力により
カフ１２下の動脈２１の血流は阻止されている。すなわ
ち、カフ１２が巻回された範囲のうち下流側では動脈２
１の脈動が生じていない。しかし、第１カフ圧ＰＫ1 が
最高血圧値ＢＰSYS よりも高い範囲であっても、カフ１
２が巻回された範囲のうち上流側ではその動脈２１は脈
動が生じ、その脈動はカフ１２の圧迫圧力の低下ととも
に大きくなる。この脈動が第１ゴム嚢１８に伝達される
ので、曲線Ｃ1 は徐速降圧開始当初から比較的大きな振
幅を示し、明確な立ち上がり点を示さない。
６０によりカフ１２内の圧迫圧力が徐速降圧させられる
過程で、第１圧力センサ２４により逐次検出された第１
圧力Ｐ1 の振動成分すなわち脈波弁別回路３６により弁
別された脈波信号ＳＭ1 について、その振幅（第１振幅
Ａ1 とする）を一拍毎に決定し、その第１振幅Ａ1 を静
圧弁別回路３４により弁別された第１カフ圧ＰＫ1 とと
もにＲＡＭ５０の所定の記憶領域に記憶する。図４に示
されている曲線Ｃ1 は、この第１振幅決定手段６２より
決定された第１振幅Ａ1 の第１カフ圧ＰＫ1 に対する関
係を示す曲線である。第１カフ圧ＰＫ1 が、後述する血
圧値決定手段７２により決定される最高血圧値ＢＰSYS
よりも高い範囲においては、カフ１２の圧迫圧力により
カフ１２下の動脈２１の血流は阻止されている。すなわ
ち、カフ１２が巻回された範囲のうち下流側では動脈２
１の脈動が生じていない。しかし、第１カフ圧ＰＫ1 が
最高血圧値ＢＰSYS よりも高い範囲であっても、カフ１
２が巻回された範囲のうち上流側ではその動脈２１は脈
動が生じ、その脈動はカフ１２の圧迫圧力の低下ととも
に大きくなる。この脈動が第１ゴム嚢１８に伝達される
ので、曲線Ｃ1 は徐速降圧開始当初から比較的大きな振
幅を示し、明確な立ち上がり点を示さない。
【００２０】第２振幅決定手段６４は、カフ圧制御手段
６０によりカフ１２内の圧迫圧力が徐速降圧させられる
過程で、第２圧力センサ３２により逐次検出された第２
圧力Ｐ2 の振動成分すなわち脈波弁別回路４４により弁
別された脈波信号ＳＭ2 について、その振幅（第２振幅
Ａ2 とする）を一拍毎に決定し、その第２振幅Ａ2 が決
定された時点の第１カフ圧ＰＫ1 とともにＲＡＭ５０の
所定の記憶領域に記憶する。図４に示されている曲線Ｃ
2 は、この第２振幅決定手段６４により決定された第２
振幅Ａ2 の第１カフ圧ＰＫ1 に対する関係を示す曲線で
ある。曲線Ｃ2を曲線Ｃ1 と比較すると、徐速降圧開始
当初の振幅は曲線Ｃ2 の方が低く、また、立ち上がり点
（第１カフ圧ＰＫ1 が減少するにつれて振幅が急激に大
きくなる点）が比較的明確となるが、その立ち上がり点
が十分に明確とは言い難い。これは、第１ゴム嚢１８内
の圧力振動のほとんどは遮蔽板２３により遮蔽されるも
のの、完全には遮蔽されず、第１ゴム嚢１８内の圧力振
動が第２ゴム嚢１４に伝達されてしまうためである。ま
た、第１ゴム嚢１８の圧力振動は配管２０および３０を
介する経路によっても第２ゴム嚢１４内に伝達されてし
まう。
６０によりカフ１２内の圧迫圧力が徐速降圧させられる
過程で、第２圧力センサ３２により逐次検出された第２
圧力Ｐ2 の振動成分すなわち脈波弁別回路４４により弁
別された脈波信号ＳＭ2 について、その振幅（第２振幅
Ａ2 とする）を一拍毎に決定し、その第２振幅Ａ2 が決
定された時点の第１カフ圧ＰＫ1 とともにＲＡＭ５０の
所定の記憶領域に記憶する。図４に示されている曲線Ｃ
2 は、この第２振幅決定手段６４により決定された第２
振幅Ａ2 の第１カフ圧ＰＫ1 に対する関係を示す曲線で
ある。曲線Ｃ2を曲線Ｃ1 と比較すると、徐速降圧開始
当初の振幅は曲線Ｃ2 の方が低く、また、立ち上がり点
（第１カフ圧ＰＫ1 が減少するにつれて振幅が急激に大
きくなる点）が比較的明確となるが、その立ち上がり点
が十分に明確とは言い難い。これは、第１ゴム嚢１８内
の圧力振動のほとんどは遮蔽板２３により遮蔽されるも
のの、完全には遮蔽されず、第１ゴム嚢１８内の圧力振
動が第２ゴム嚢１４に伝達されてしまうためである。ま
た、第１ゴム嚢１８の圧力振動は配管２０および３０を
介する経路によっても第２ゴム嚢１４内に伝達されてし
まう。
【００２１】増幅率決定手段６６は、カフ１２により圧
迫される動脈２１の血流が阻止されている区間におい
て、第２振幅決定手段６４により決定された第２振幅Ａ
2 が、第１振幅決定手段６２により決定された第１振幅
Ａ1 と略等しくなるように、第２圧力センサ３２により
検出される第２圧力Ｐ2 の増幅率Ｎ（Ｎは１以上）を決
定する。上記動脈２１の血流が阻止されている区間と
は、カフ１２による圧迫圧力すなわち第１カフ圧ＰＫ1
が、前記目標圧力ＰCMから最高血圧値ＢＰSYS 以上の値
に設定された基準圧力ＰB までの区間であり、その基準
圧力ＰB は、多数の患者の最高血圧値に基づいて決定さ
れた汎用性のある一定値、患者の年齢等に基づいて決定
される値、入力装置が設けられてその入力装置から予め
入力される値、または、第２振幅決定手段６４により第
２振幅Ａ2 が決定された後にその第２振幅Ａ2 の変化率
が所定値を超えたことに基づいて決定される値等が用い
られる。
迫される動脈２１の血流が阻止されている区間におい
て、第２振幅決定手段６４により決定された第２振幅Ａ
2 が、第１振幅決定手段６２により決定された第１振幅
Ａ1 と略等しくなるように、第２圧力センサ３２により
検出される第２圧力Ｐ2 の増幅率Ｎ（Ｎは１以上）を決
定する。上記動脈２１の血流が阻止されている区間と
は、カフ１２による圧迫圧力すなわち第１カフ圧ＰＫ1
が、前記目標圧力ＰCMから最高血圧値ＢＰSYS 以上の値
に設定された基準圧力ＰB までの区間であり、その基準
圧力ＰB は、多数の患者の最高血圧値に基づいて決定さ
れた汎用性のある一定値、患者の年齢等に基づいて決定
される値、入力装置が設けられてその入力装置から予め
入力される値、または、第２振幅決定手段６４により第
２振幅Ａ2 が決定された後にその第２振幅Ａ2 の変化率
が所定値を超えたことに基づいて決定される値等が用い
られる。
【００２２】振幅補正手段６８は、第２振幅決定手段６
４より決定された第２振幅Ａ2 に、上記増幅率決定手段
６６により決定された増幅率Ｎを乗じることにより第２
振幅Ａ2 を補正する（以下、その補正後の値を振幅Ａ
2-1 とする）。図４に示されている曲線Ｃ3 は、振幅補
正手段６８により補正された振幅Ａ2-1 を示す曲線であ
る。
４より決定された第２振幅Ａ2 に、上記増幅率決定手段
６６により決定された増幅率Ｎを乗じることにより第２
振幅Ａ2 を補正する（以下、その補正後の値を振幅Ａ
2-1 とする）。図４に示されている曲線Ｃ3 は、振幅補
正手段６８により補正された振幅Ａ2-1 を示す曲線であ
る。
【００２３】振幅差算出手段７０は、振幅補正手段６８
により補正された振幅Ａ2-1 から、第１振幅決定手段６
２により決定された第１振幅Ａ1 を差し引くことによ
り、振幅Ａ2-1 と第１振幅Ａ1 との振幅差ΔＡを算出す
る。図４に示されている曲線Ｃ 4 は、この振幅差算出手
段７０により算出された振幅差ΔＡを示す曲線である。
この曲線Ｃ4 は、脈波検出装置４５により検出された脈
波振幅Ａ2 から第１ゴム嚢１８に発生した第１振幅Ａ1
の影響が除去されたものであるので、第１カフ圧ＰＫ1
が最高血圧値ＢＰSYS よりも高い範囲では略ゼロとなる
とともに、明確な立ち上がり点を示している。
により補正された振幅Ａ2-1 から、第１振幅決定手段６
２により決定された第１振幅Ａ1 を差し引くことによ
り、振幅Ａ2-1 と第１振幅Ａ1 との振幅差ΔＡを算出す
る。図４に示されている曲線Ｃ 4 は、この振幅差算出手
段７０により算出された振幅差ΔＡを示す曲線である。
この曲線Ｃ4 は、脈波検出装置４５により検出された脈
波振幅Ａ2 から第１ゴム嚢１８に発生した第１振幅Ａ1
の影響が除去されたものであるので、第１カフ圧ＰＫ1
が最高血圧値ＢＰSYS よりも高い範囲では略ゼロとなる
とともに、明確な立ち上がり点を示している。
【００２４】血圧決定手段７２は、振幅差算出手段７０
により算出された振幅差ΔＡの変化に基づいて、生体の
血圧値ＢＰを決定する。すなわち、最高血圧値ＢＰSYS
の決定においては、曲線Ｃ4 の立ち上がり点を検出し、
その立ち上がり点における第１カフ圧ＰＫ1 の圧力を最
高血圧値ＢＰSYS に決定する。曲線Ｃ4 の立ち上がり点
の検出方法としては、たとえば、所定数の振幅差ΔＡに
基づいて回帰直線を決定し、その回帰直線の傾きの変化
率が所定値を超えたことに基づいて決定する方法、或い
は、振幅差ΔＡの大きさが、たとえば振幅差ΔＡの最大
値の１０％程度に決定された所定の判定値を超えたこと
に基づいて決定する方法等がある。
により算出された振幅差ΔＡの変化に基づいて、生体の
血圧値ＢＰを決定する。すなわち、最高血圧値ＢＰSYS
の決定においては、曲線Ｃ4 の立ち上がり点を検出し、
その立ち上がり点における第１カフ圧ＰＫ1 の圧力を最
高血圧値ＢＰSYS に決定する。曲線Ｃ4 の立ち上がり点
の検出方法としては、たとえば、所定数の振幅差ΔＡに
基づいて回帰直線を決定し、その回帰直線の傾きの変化
率が所定値を超えたことに基づいて決定する方法、或い
は、振幅差ΔＡの大きさが、たとえば振幅差ΔＡの最大
値の１０％程度に決定された所定の判定値を超えたこと
に基づいて決定する方法等がある。
【００２５】図５は、上記血圧測定装置１０の電子制御
装置４０における制御作動の要部を説明するフローチャ
ートであって、図示しない測定起動スイッチが操作され
ると、本ルーチンが実行される。
装置４０における制御作動の要部を説明するフローチャ
ートであって、図示しない測定起動スイッチが操作され
ると、本ルーチンが実行される。
【００２６】図５において、まず、カフ圧制御手段６０
に対応するステップＳ１（以下、ステップを省略す
る。）乃至Ｓ３が実行される。すなわち、Ｓ１では、空
気ポンプ２８が起動され、且つ切換弁２２が急速昇圧状
態に切り替えられることにより、カフ１２の昇圧が開始
される。すなわち、カフ１２に備えられた第１ゴム嚢１
８および第２ゴム嚢１４内への圧力の供給が開始され
る。
に対応するステップＳ１（以下、ステップを省略す
る。）乃至Ｓ３が実行される。すなわち、Ｓ１では、空
気ポンプ２８が起動され、且つ切換弁２２が急速昇圧状
態に切り替えられることにより、カフ１２の昇圧が開始
される。すなわち、カフ１２に備えられた第１ゴム嚢１
８および第２ゴム嚢１４内への圧力の供給が開始され
る。
【００２７】続くＳ２では、第１カフ圧ＰＫ1 がカフ１
２下の動脈の血流を阻止できる圧迫圧力として予め設定
された目標圧力ＰCM（たとえば２３０ｍｍＨｇ程度）を
超えたか否かが判断され、この判断が否定された場合
は、上記Ｓ１以下が繰り返されることによりカフ１２の
圧迫圧力の昇圧が継続される。
２下の動脈の血流を阻止できる圧迫圧力として予め設定
された目標圧力ＰCM（たとえば２３０ｍｍＨｇ程度）を
超えたか否かが判断され、この判断が否定された場合
は、上記Ｓ１以下が繰り返されることによりカフ１２の
圧迫圧力の昇圧が継続される。
【００２８】一方、上記Ｓ２の判断が肯定された場合に
は、続くＳ３において、切換弁２２が徐速排圧状態に切
り替えられて、カフ１２の圧迫圧力が予め設定された３
mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させられる。すなわち、
第１ゴム嚢１８内の第１圧力Ｐ1 および第２ゴム嚢１４
内の第２圧力Ｐ2 の徐速降圧が開始される。
は、続くＳ３において、切換弁２２が徐速排圧状態に切
り替えられて、カフ１２の圧迫圧力が予め設定された３
mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させられる。すなわち、
第１ゴム嚢１８内の第１圧力Ｐ1 および第２ゴム嚢１４
内の第２圧力Ｐ2 の徐速降圧が開始される。
【００２９】続くＳ４では、静圧弁別回路３４から供給
される第１カフ圧ＰＫ1 、脈波弁別回路３６から供給さ
れる脈波信号ＳＭ1 、および脈波弁別回路４４から供給
される脈波信号ＳＭ2 が読み込まれる。
される第１カフ圧ＰＫ1 、脈波弁別回路３６から供給さ
れる脈波信号ＳＭ1 、および脈波弁別回路４４から供給
される脈波信号ＳＭ2 が読み込まれる。
【００３０】次にカフ圧制御手段６０に対応するＳ５乃
至Ｓ６が実行される。まず、Ｓ５では、カフ１２の圧迫
圧力が最低血圧値ＢＰDIA よりも十分に低い値に予め設
定された測定終了圧力値ＰCE以下となったか否かが判断
される。この判断が否定された場合には、上記Ｓ４以下
が繰り返し実行されることにより、第１カフ圧信号ＳＫ
1 、脈波信号ＳＭ1 、および脈波信号ＳＭ2 の読み込み
が継続される。一方、上記Ｓ５の判断が肯定された場合
には、切換弁２２が急速排圧状態に切り替えられること
により、カフ１２内の圧力が開放される。
至Ｓ６が実行される。まず、Ｓ５では、カフ１２の圧迫
圧力が最低血圧値ＢＰDIA よりも十分に低い値に予め設
定された測定終了圧力値ＰCE以下となったか否かが判断
される。この判断が否定された場合には、上記Ｓ４以下
が繰り返し実行されることにより、第１カフ圧信号ＳＫ
1 、脈波信号ＳＭ1 、および脈波信号ＳＭ2 の読み込み
が継続される。一方、上記Ｓ５の判断が肯定された場合
には、切換弁２２が急速排圧状態に切り替えられること
により、カフ１２内の圧力が開放される。
【００３１】続く第１振幅決定手段６２に対応するＳ７
では、前記Ｓ４で逐次読み込まれた脈波信号ＳＭ1 が表
す脈波について、一拍毎の第１振幅Ａ1 が決定され、そ
の第１振幅Ａ1 が発生した時点における第１カフ圧ＰＫ
1 とともにＲＡＭ５０の所定の記憶領域に記憶される。
では、前記Ｓ４で逐次読み込まれた脈波信号ＳＭ1 が表
す脈波について、一拍毎の第１振幅Ａ1 が決定され、そ
の第１振幅Ａ1 が発生した時点における第１カフ圧ＰＫ
1 とともにＲＡＭ５０の所定の記憶領域に記憶される。
【００３２】続く第２振幅決定手段６４に対応するＳ８
では、前記Ｓ４で逐次読み込まれた脈波信号ＳＭ2 が表
す脈波について、一拍毎の第２振幅Ａ2 が決定され、そ
の第２振幅Ａ2 が発生した時点における第１カフ圧ＰＫ
1 とともにＲＡＭ５０の所定の記憶領域に記憶される。
では、前記Ｓ４で逐次読み込まれた脈波信号ＳＭ2 が表
す脈波について、一拍毎の第２振幅Ａ2 が決定され、そ
の第２振幅Ａ2 が発生した時点における第１カフ圧ＰＫ
1 とともにＲＡＭ５０の所定の記憶領域に記憶される。
【００３３】続く増幅率決定手段６６に対応するＳ９で
は、第１カフ圧ＰＫ1 が前記目標圧力ＰCMから、たとえ
ば２１０ｍｍＨｇ程度に予め設定された基準圧力ＰB ま
で徐速降圧させられる過程において、前記Ｓ７で決定さ
れた第１振幅Ａ1 と第２振幅Ａ2 とが比較されて、第２
振幅Ａ2 が第１振幅Ａ1 と略等しくなるように増幅率Ｎ
が決定される。たとえば、上記基準圧力ＰB まで徐速降
圧させられる間に得られた第１振幅Ａ1 の平均を、基準
圧力ＰB まで徐速降圧させられる間に得られた第２振幅
Ａ2 の平均で割った値が増幅率Ｎに決定される。
は、第１カフ圧ＰＫ1 が前記目標圧力ＰCMから、たとえ
ば２１０ｍｍＨｇ程度に予め設定された基準圧力ＰB ま
で徐速降圧させられる過程において、前記Ｓ７で決定さ
れた第１振幅Ａ1 と第２振幅Ａ2 とが比較されて、第２
振幅Ａ2 が第１振幅Ａ1 と略等しくなるように増幅率Ｎ
が決定される。たとえば、上記基準圧力ＰB まで徐速降
圧させられる間に得られた第１振幅Ａ1 の平均を、基準
圧力ＰB まで徐速降圧させられる間に得られた第２振幅
Ａ2 の平均で割った値が増幅率Ｎに決定される。
【００３４】続く振幅補正手段６８に対応するＳ１０で
は、前記Ｓ８において逐次決定された第２振幅Ａ2 と上
記Ｓ９で決定された増幅率Ｎとの積が算出されることに
より、Ｓ８で一拍毎に決定された第２振幅Ａ2 がＳ７で
一拍毎に決定された第１振幅Ａ1 と略一致するようにそ
れぞれ補正されて、図４に曲線Ｃ3 として例示されてい
るように、振幅Ａ2-1 がそれぞれ決定される。
は、前記Ｓ８において逐次決定された第２振幅Ａ2 と上
記Ｓ９で決定された増幅率Ｎとの積が算出されることに
より、Ｓ８で一拍毎に決定された第２振幅Ａ2 がＳ７で
一拍毎に決定された第１振幅Ａ1 と略一致するようにそ
れぞれ補正されて、図４に曲線Ｃ3 として例示されてい
るように、振幅Ａ2-1 がそれぞれ決定される。
【００３５】続く振幅差算出手段７０に対応するＳ１１
では、上記Ｓ１０で算出されたそれぞれの振幅Ａ2-1 か
ら、前記Ｓ７で算出された第１振幅Ａ1 が差し引かれる
ことにより、図４に曲線Ｃ4 として例示されているよう
に、振幅差ΔＡがそれぞれ決定される。
では、上記Ｓ１０で算出されたそれぞれの振幅Ａ2-1 か
ら、前記Ｓ７で算出された第１振幅Ａ1 が差し引かれる
ことにより、図４に曲線Ｃ4 として例示されているよう
に、振幅差ΔＡがそれぞれ決定される。
【００３６】続く血圧決定手段７２に対応するＳ１２で
は、上記Ｓ１１で決定された振幅差ΔＡに基づいて血圧
値ＢＰ（最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、最
低血圧値ＢＰDIA ）が決定される。たとえば、最高血圧
値ＢＰSYS は、圧迫圧力の降圧に伴い上記振幅差ΔＡの
最大値の１０％とされた判定値を最初に超える振幅差Δ
Ａが決定され、そのときの第１カフ圧ＰＫ1 が最高血圧
値ＢＰSYS に決定される。平均血圧値ＢＰMEANは、振幅
差ΔＡ或いは第１振幅Ａ1 が最大値を示す点が平均血圧
値ＢＰMEANに決定される。最低血圧値ＢＰDIA は、通常
のオシロメトリック法により振幅差ΔＡ或いは第１振幅
Ａ1 の変化に基づいて決定される。
は、上記Ｓ１１で決定された振幅差ΔＡに基づいて血圧
値ＢＰ（最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、最
低血圧値ＢＰDIA ）が決定される。たとえば、最高血圧
値ＢＰSYS は、圧迫圧力の降圧に伴い上記振幅差ΔＡの
最大値の１０％とされた判定値を最初に超える振幅差Δ
Ａが決定され、そのときの第１カフ圧ＰＫ1 が最高血圧
値ＢＰSYS に決定される。平均血圧値ＢＰMEANは、振幅
差ΔＡ或いは第１振幅Ａ1 が最大値を示す点が平均血圧
値ＢＰMEANに決定される。最低血圧値ＢＰDIA は、通常
のオシロメトリック法により振幅差ΔＡ或いは第１振幅
Ａ1 の変化に基づいて決定される。
【００３７】そして続くＳ１３において、Ｓ１２で決定
された血圧値ＢＰが表示器５２に表示された後、本ルー
チンは終了させられる。
された血圧値ＢＰが表示器５２に表示された後、本ルー
チンは終了させられる。
【００３８】上述のように、本実施例によれば、振幅補
正手段６８（Ｓ１０）により、カフ１２が巻回されてい
る部位の動脈２１内の血流が阻止されている区間におい
て脈波検出装置４５により検出された第２振幅Ａ2 と第
１ゴム嚢１８に発生した第１振幅Ａ1 とが略等しくなる
ように、脈波検出装置４５により検出された第２振幅Ａ
2 が補正され、振幅差算出手段７０（Ｓ１１）により、
その振幅補正手段６８（Ｓ１０）によって補正された後
の振幅Ａ2-1 と第１ゴム嚢１８に発生した第１振幅Ａ1
との振幅差ΔＡが算出されるので、この振幅差ΔＡは明
確な立ち上がり点を示す。そして、血圧値決定手段７２
（Ｓ１２）により、その振幅差算出手段７０（Ｓ１１）
によって算出された振幅差ΔＡの立ち上がり点に基づい
て生体の血圧値ＢＰが決定されるので、正確な血圧値Ｂ
Ｐを得ることができる。
正手段６８（Ｓ１０）により、カフ１２が巻回されてい
る部位の動脈２１内の血流が阻止されている区間におい
て脈波検出装置４５により検出された第２振幅Ａ2 と第
１ゴム嚢１８に発生した第１振幅Ａ1 とが略等しくなる
ように、脈波検出装置４５により検出された第２振幅Ａ
2 が補正され、振幅差算出手段７０（Ｓ１１）により、
その振幅補正手段６８（Ｓ１０）によって補正された後
の振幅Ａ2-1 と第１ゴム嚢１８に発生した第１振幅Ａ1
との振幅差ΔＡが算出されるので、この振幅差ΔＡは明
確な立ち上がり点を示す。そして、血圧値決定手段７２
（Ｓ１２）により、その振幅差算出手段７０（Ｓ１１）
によって算出された振幅差ΔＡの立ち上がり点に基づい
て生体の血圧値ＢＰが決定されるので、正確な血圧値Ｂ
Ｐを得ることができる。
【００３９】また、本実施例によれば、脈波検出装置４
５は、第１ゴム嚢１８の内側においてその第１ゴム嚢１
８の下流側に設けられた、第１ゴム嚢１８よりも小幅の
第２ゴム嚢１４を備え、その第２ゴム嚢１４に発生する
脈波を検出するものであることから、血圧測定装置１０
の構成が単純になるので、血圧測定装置１０が容易且つ
安価に構成できる利点がある。
５は、第１ゴム嚢１８の内側においてその第１ゴム嚢１
８の下流側に設けられた、第１ゴム嚢１８よりも小幅の
第２ゴム嚢１４を備え、その第２ゴム嚢１４に発生する
脈波を検出するものであることから、血圧測定装置１０
の構成が単純になるので、血圧測定装置１０が容易且つ
安価に構成できる利点がある。
【００４０】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適
用される。
詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適
用される。
【００４１】たとえば、前述の実施例において、振幅補
正手段段６８では、第１振幅決定手段６２により決定さ
れた第１振幅Ａ1 と第２振幅決定手段６４により決定さ
れた第２振幅Ａ2 とを略一致させるために、第２振幅Ａ
2 を補正していたが、第１振幅振幅Ａ1 を補正すること
により、第１振幅Ａ1 と第２振幅Ａ2 を略一致させても
よい。
正手段段６８では、第１振幅決定手段６２により決定さ
れた第１振幅Ａ1 と第２振幅決定手段６４により決定さ
れた第２振幅Ａ2 とを略一致させるために、第２振幅Ａ
2 を補正していたが、第１振幅振幅Ａ1 を補正すること
により、第１振幅Ａ1 と第２振幅Ａ2 を略一致させても
よい。
【００４２】また、前述の実施例では、カフ１２は足首
１９に装着されるものであったが、足首１９以外に巻回
されるように構成されてもよい。たとえば、大腿部、上
腕部に巻回されるように構成されてもよい。
１９に装着されるものであったが、足首１９以外に巻回
されるように構成されてもよい。たとえば、大腿部、上
腕部に巻回されるように構成されてもよい。
【００４３】また、前述の実施例では、第２ゴム嚢１４
の長手方向の長さは、第１ゴム嚢１８の長手方向の長さ
と略等しくされていた。しかし、第２ゴム嚢１４は、カ
フ１２が巻回された部位の動脈２１からの脈波を検出す
るためのものであることから、その動脈２１の上部に位
置していればよいので、第２ゴム嚢１４の長手方向の長
さは、第１ゴム嚢１８の長手方向の長さよりも短くても
よい。
の長手方向の長さは、第１ゴム嚢１８の長手方向の長さ
と略等しくされていた。しかし、第２ゴム嚢１４は、カ
フ１２が巻回された部位の動脈２１からの脈波を検出す
るためのものであることから、その動脈２１の上部に位
置していればよいので、第２ゴム嚢１４の長手方向の長
さは、第１ゴム嚢１８の長手方向の長さよりも短くても
よい。
【００４４】また、前述の実施例では、血圧決定手段７
２（Ｓ１２）は、カフ１２の圧迫圧力の徐速降圧が完了
した後に信号処理が実行されて血圧値ＢＰが決定されて
いたが、カフ１２の徐速降圧過程で逐次信号処理が実行
されて血圧値ＢＰが決定されてもよい。また、カフ１２
の圧迫圧力が徐速昇圧される過程において逐次得られる
信号に基づいて血圧値ＢＰが決定される場合には、その
徐速昇圧が完了した後に信号処理が実行されて血圧値Ｂ
Ｐが決定されてもよく、或いは、その徐速昇圧過程で逐
次信号処理が実行されて血圧値ＢＰが決定されてもよ
い。
２（Ｓ１２）は、カフ１２の圧迫圧力の徐速降圧が完了
した後に信号処理が実行されて血圧値ＢＰが決定されて
いたが、カフ１２の徐速降圧過程で逐次信号処理が実行
されて血圧値ＢＰが決定されてもよい。また、カフ１２
の圧迫圧力が徐速昇圧される過程において逐次得られる
信号に基づいて血圧値ＢＰが決定される場合には、その
徐速昇圧が完了した後に信号処理が実行されて血圧値Ｂ
Ｐが決定されてもよく、或いは、その徐速昇圧過程で逐
次信号処理が実行されて血圧値ＢＰが決定されてもよ
い。
【００４５】また、前述の実施例では、配管３０は配管
２０よりも細くされることにより絞り装置として機能し
ていたが、そのように配管３０の径を細くすることに代
えて、配管３０の途中にオリフィスが設けられてもよ
い。
２０よりも細くされることにより絞り装置として機能し
ていたが、そのように配管３０の径を細くすることに代
えて、配管３０の途中にオリフィスが設けられてもよ
い。
【００４６】また、前述の実施例では、上記絞り装置と
して機能する細い配管３０を用いることにより、一つの
空気ポンプ２８および一つの切換弁２２で第１ゴム嚢１
８内の第１圧力Ｐ1 および第２ゴム嚢１４内の第２圧力
Ｐ2 を同時に制御していたが、第１ゴム嚢１８および第
２ゴム嚢１４用に、それぞれ別の空気ポンプおよび切換
弁が設けられてもよい。
して機能する細い配管３０を用いることにより、一つの
空気ポンプ２８および一つの切換弁２２で第１ゴム嚢１
８内の第１圧力Ｐ1 および第２ゴム嚢１４内の第２圧力
Ｐ2 を同時に制御していたが、第１ゴム嚢１８および第
２ゴム嚢１４用に、それぞれ別の空気ポンプおよび切換
弁が設けられてもよい。
【００４７】また、前述の実施例では、第２ゴム嚢１４
は、カフ１２の最も下流側に位置されていたが、第２ゴ
ム嚢１４は、カフ１２の下流側の範囲であれば、前述の
実施例よりも上流側に位置されてもよい。
は、カフ１２の最も下流側に位置されていたが、第２ゴ
ム嚢１４は、カフ１２の下流側の範囲であれば、前述の
実施例よりも上流側に位置されてもよい。
【００４８】また、前述の実施例では、脈波検出装置４
５は、カフ１２内側において下流側に備えられた第２ゴ
ム嚢１４を備え、その第２ゴム嚢１４に発生する脈波を
検出するものであったが、他の形式の脈波検出装置が用
いられてもよい。たとえば、カフの略中央において、そ
のカフの動脈側の内側に備えられた反射板と、そのカフ
の動脈反対側の内側に上記反射板と対向する位置に備え
られ、発光素子と受光素子とからなる光学式距離センサ
とから構成される脈波検出装置が用いられてもよい。な
お、この脈波検出装置は、カフ下の動脈の脈動により光
学式距離センサと反射板との距離が変動することに基づ
いて脈波を検出するものであるので、脈波検出装置は圧
迫用のゴム嚢に発生する圧力振動の影響を受けるのであ
る。
５は、カフ１２内側において下流側に備えられた第２ゴ
ム嚢１４を備え、その第２ゴム嚢１４に発生する脈波を
検出するものであったが、他の形式の脈波検出装置が用
いられてもよい。たとえば、カフの略中央において、そ
のカフの動脈側の内側に備えられた反射板と、そのカフ
の動脈反対側の内側に上記反射板と対向する位置に備え
られ、発光素子と受光素子とからなる光学式距離センサ
とから構成される脈波検出装置が用いられてもよい。な
お、この脈波検出装置は、カフ下の動脈の脈動により光
学式距離センサと反射板との距離が変動することに基づ
いて脈波を検出するものであるので、脈波検出装置は圧
迫用のゴム嚢に発生する圧力振動の影響を受けるのであ
る。
【００４９】また、前述の実施例では、第２振幅Ａ2 に
増幅率Ｎを乗じることにより第２振幅Ａ2 を補正して振
幅Ａ2-1 を算出し、その振幅Ａ2-1 から第１振幅Ａ1 を
差し引くことにより振幅差ΔＡを求めていた。すなわ
ち、電子制御装置４０による演算処理により振幅差ΔＡ
を求めていたが、一端が配管３０に連結され他端が配管
２０に連結される差圧センサを用いて振幅差ΔＡを求め
てもよい。この場合、上記圧力センサは、配管３０から
の圧力を配管２０からの圧力よりもＮ倍（上記増幅率Ｎ
に相当する）の感度で検出する感度調節機構が設けられ
る。感度調節機構としては、たとえば、配管２０からの
圧力を受圧する受圧面の手前にその圧力を１／Ｎ倍する
減圧装置が設けられる。或いは、配管３０からの圧力を
受圧する受圧面積が配管２０からの圧力を受圧する受圧
面積のＮ倍とされて感度調節機構として機能してもよ
い。
増幅率Ｎを乗じることにより第２振幅Ａ2 を補正して振
幅Ａ2-1 を算出し、その振幅Ａ2-1 から第１振幅Ａ1 を
差し引くことにより振幅差ΔＡを求めていた。すなわ
ち、電子制御装置４０による演算処理により振幅差ΔＡ
を求めていたが、一端が配管３０に連結され他端が配管
２０に連結される差圧センサを用いて振幅差ΔＡを求め
てもよい。この場合、上記圧力センサは、配管３０から
の圧力を配管２０からの圧力よりもＮ倍（上記増幅率Ｎ
に相当する）の感度で検出する感度調節機構が設けられ
る。感度調節機構としては、たとえば、配管２０からの
圧力を受圧する受圧面の手前にその圧力を１／Ｎ倍する
減圧装置が設けられる。或いは、配管３０からの圧力を
受圧する受圧面積が配管２０からの圧力を受圧する受圧
面積のＮ倍とされて感度調節機構として機能してもよ
い。
【００５０】なお、本発明はその主旨を逸脱しない範囲
においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である血圧測定装置の回路構
成を説明するブロック線図である。
成を説明するブロック線図である。
【図２】図１のカフが生体の足首の装着され、カフが巻
回された部位の動脈が閉塞させられている状態を示す図
である。
回された部位の動脈が閉塞させられている状態を示す図
である。
【図３】図１の実施例における電子制御装置の制御機能
の要部を説明する機能ブロック線図である。
の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図４】第１振幅Ａ1 の分布曲線Ｃ1 、第２振幅Ａ2 の
分布曲線Ｃ2 、第２振幅Ａ2 に増幅率Ｎを乗じた振幅Ａ
2-1 の分布曲線Ｃ3 、および振幅Ａ2-1 から第１振幅Ａ
1 を差し引いて得られる振幅差ΔＡの分布曲線Ｃ4 を示
すグラフである。
分布曲線Ｃ2 、第２振幅Ａ2 に増幅率Ｎを乗じた振幅Ａ
2-1 の分布曲線Ｃ3 、および振幅Ａ2-1 から第１振幅Ａ
1 を差し引いて得られる振幅差ΔＡの分布曲線Ｃ4 を示
すグラフである。
【図５】図１の実施例における電子制御装置における制
御作動の要部を説明するフローチャートである。
御作動の要部を説明するフローチャートである。
１０：血圧測定装置
１２：カフ
１４：第２ゴム嚢（第２膨張袋）
１８：第１ゴム嚢（第１膨張袋）
４５：脈波検出装置
６８：振幅補正手段
７０：振幅差算出手段
７２：血圧値決定手段
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平２−305547（ＪＰ，Ａ)
特開 昭63−49132（ＪＰ，Ａ)
特開 昭63−150051（ＪＰ，Ａ)
実開 昭62−72606（ＪＰ，Ｕ)
実開 昭60−180405（ＪＰ，Ｕ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/02 - 5/0295
Claims (2)
- 【請求項１】 生体の所定部位に巻回されるカフに、該
所定部位内の動脈を圧迫するために設けられた第１膨張
袋と、該カフが巻回された範囲のうち下流側の体表面に
伝播する前記動脈からの脈波を逐次検出する脈波検出装
置とを備え、該カフの圧迫圧力を徐速降圧させる過程で
該脈波検出装置により検出される脈波に基づいて前記生
体の血圧値を測定する血圧測定装置であって、 前記動脈内の血流が阻止されている区間において前記脈
波検出装置により検出された脈波振幅と前記第１膨張袋
に発生した脈波振幅とが略等しくなるように、前記カフ
内の圧迫圧力が徐速降圧させられる過程で前記脈波検出
装置により逐次検出された脈波振幅、および前記カフ内
の圧迫圧力が徐速降圧させられる過程で前記第１膨張袋
に逐次発生した脈波振幅の少なくとも一方を補正する振
幅補正手段と、立ち上がり点を明確にするために、 該振幅補正手段によ
り少なくとも一方が補正された、前記脈波検出装置によ
り逐次検出されたそれぞれの脈波振幅と前記第１膨張袋
に逐次発生したそれぞれの脈波振幅との振幅差を算出す
る振幅差算出手段と、 該振幅差算出手段により算出された振幅差の立ち上がり
点に基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手
段とを、含むことを特徴とする血圧測定装置。 - 【請求項２】 前記脈波検出装置は、前記第１膨張袋の
内側において該第１膨張袋の下流側に設けられた、前記
第１膨張袋よりも小幅の第２膨張袋を備え、該第２膨張
袋に発生する脈波を検出するものである請求項１の血圧
測定装置。
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|---|---|---|---|
| JP25117799A JP3363847B2 (ja) | 1999-09-06 | 1999-09-06 | 血圧測定装置 |
| US09/613,767 US6346083B1 (en) | 1999-09-06 | 2000-07-11 | Blood-pressure measuring device |
| EP00115788A EP1080685A1 (en) | 1999-09-06 | 2000-07-21 | Blood-pressure measuring apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25117799A JP3363847B2 (ja) | 1999-09-06 | 1999-09-06 | 血圧測定装置 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001070262A JP2001070262A (ja) | 2001-03-21 |
| JP3363847B2 true JP3363847B2 (ja) | 2003-01-08 |
Family
ID=17218838
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP25117799A Expired - Fee Related JP3363847B2 (ja) | 1999-09-06 | 1999-09-06 | 血圧測定装置 |
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| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6346083B1 (ja) |
| EP (1) | EP1080685A1 (ja) |
| JP (1) | JP3363847B2 (ja) |
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| GB0008883D0 (en) * | 2000-04-12 | 2000-05-31 | Univ Ulster | Bodily flow measuring system |
| JP3385262B2 (ja) * | 2000-05-29 | 2003-03-10 | 日本コーリン株式会社 | 血圧測定装置 |
| JP3631979B2 (ja) * | 2001-06-06 | 2005-03-23 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | 心機能評価機能付き血圧測定装置 |
| JP3774396B2 (ja) * | 2001-11-19 | 2006-05-10 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | オシロメトリック式自動血圧測定装置 |
| JP3623488B2 (ja) * | 2002-05-07 | 2005-02-23 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | 動脈狭窄検査装置および足首血圧測定装置 |
| JP3815385B2 (ja) * | 2002-06-18 | 2006-08-30 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧計用カフ |
| JP3675796B2 (ja) | 2002-08-05 | 2005-07-27 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | 血圧測定装置 |
| JP2004283320A (ja) * | 2003-03-20 | 2004-10-14 | Colin Medical Technology Corp | 二重カフ |
| JP3667326B2 (ja) * | 2003-04-21 | 2005-07-06 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | 血圧測定用二重カフ |
| JP4654641B2 (ja) * | 2004-09-15 | 2011-03-23 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧計用カフ |
| SE0402673D0 (sv) * | 2004-11-04 | 2004-11-04 | Venture Team Ab | Sätt och medel för mätning av systoliskt blodtryck i ankeln |
| JP4742576B2 (ja) * | 2004-12-10 | 2011-08-10 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧計用カフおよびこれを備えた血圧計 |
| JP5107535B2 (ja) * | 2006-06-27 | 2012-12-26 | テルモ株式会社 | 血圧測定装置 |
| US20080221399A1 (en) * | 2007-03-05 | 2008-09-11 | Triage Wireless, Inc. | Monitor for measuring vital signs and rendering video images |
| JP5200913B2 (ja) * | 2008-12-18 | 2013-06-05 | オムロンヘルスケア株式会社 | 電子血圧計 |
| KR101800705B1 (ko) | 2009-04-28 | 2017-12-21 | 삼성전자 주식회사 | 혈압의 오차를 보정하는 혈압 측정 장치 및 방법 |
| WO2011005538A2 (en) * | 2009-06-23 | 2011-01-13 | Boris Leschinsky | Methods and devices for remote ischemic preconditioning and near-continuous blood pressure monitoring |
| JP6027767B2 (ja) * | 2012-05-16 | 2016-11-16 | 株式会社エー・アンド・デイ | 自動血圧測定装置。 |
| JP6613555B2 (ja) * | 2014-02-13 | 2019-12-04 | 日本電気株式会社 | 血圧推定装置、血圧推定方法、血圧推定プログラム、及び、血圧測定装置 |
| CN110123294B (zh) * | 2018-02-02 | 2022-11-04 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 无创血压测量方法、装置、无创血压测量仪器和存储介质 |
| WO2020132898A1 (zh) * | 2018-12-25 | 2020-07-02 | 深圳市大富网络技术有限公司 | 血压脉象检测方法及检测装置、检测系统 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US5094244A (en) | 1989-08-25 | 1992-03-10 | Health Monitors, Inc. | Apparatus and process for determining systolic blood pressure, diastolic blood pressure, mean arterial blood pressure, pulse rate, pulse wave shape, respiratory pattern, and respiratory rate |
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1999
- 1999-09-06 JP JP25117799A patent/JP3363847B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
2000
- 2000-07-11 US US09/613,767 patent/US6346083B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-21 EP EP00115788A patent/EP1080685A1/en not_active Withdrawn
Also Published As
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