JPS6244222A

JPS6244222A - 電子血圧計

Info

Publication number: JPS6244222A
Application number: JP60184870A
Authority: JP
Inventors: 修白崎
Original assignee: Omron Tateisi Electronics Co
Current assignee: Omron Corp
Priority date: 1985-08-21
Filing date: 1985-08-21
Publication date: 1987-02-26
Also published as: US4735213A

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】（イ）産業上の利用分野この発明は、電子血圧計、特に、振動法を採用した電子
血圧計に関する。

（ロ）従来の技術従来、電子血圧計に採用されてきた血圧測定法として１
周知の聴診法の他に振動法が知られている。

先ず振動法による血圧測定原理を第６図ないし第８図を
参照しながら以下に説明する。

第６図は、横軸を経過時間、縦軸をカフ圧とし。

経過時間に対するカフ圧の変化の様子を示すものである
。まず、聴診法と同様に、カフを上腕等に巻付け、カフ
圧を、最高血圧値よりも高いｍまで加圧して、動脈の血
流を止める（第６図Ｕ点）。

次に、カフ圧を少しずつ一定の微速度で減少させていく
と、第６図に示すようにカフ圧に脈動Ｗが生じる。これ
は、動脈に血液を流そうとして血液に加わる心臓からの
圧力が、カフに伝えられるもので、その周期は心臓の脈
動に対応する。カフ圧の脈動Ｗは、さらにカフ圧が下る
と、動脈を圧迫する力が小さくなり、血液がスムーズに
流れるため消滅する。カフ圧が、最低血圧値よシも低く
なると、カフ圧を急激に落としく第６図Ｖ点）測定を終
了する。

第７図は、この脈動の波形成分のみ（以下脈波という）
を取り出して拡大して示したものであり。

第８図は、脈波の振幅の変化を示すもので、共に横軸は
経過時間である。

第８図を参照しながら、脈波の振幅の変化過程を説明す
ると、脈波振幅は時間の経過、すなわちカフ圧の減少に
従い、徐々に大きくなり８点より急激かつ直接的に増大
し９Ｍ点において極大を迎え、その後急激に減少しＤ点
よりは徐々に減少して０点で零となる。このとき、８点
に対応するカフ圧が、最高血圧値（ｓｙｓ値）、Ｄ点に
対応するカフ圧が、最低血圧値（ＤＩＡ値）となること
が知られている。この現象を用いて血圧を決定するのが
振動法であシ、マイクロフォンを使用しないため、また
脈波の周波数は、０．１〜１０Ｈｚ程度と低いため、外
来雑音の影響を受けにくいという利点がある。

上記振動法を採用した電子血圧計としては、カッと、カ
フを加圧する加圧手段と、オフの圧力を微速又は急速に
減圧する減圧手段と、カフ圧を検出する圧力センサと、
圧力センサの出力信号に含まれる脈波成分を検出する脈
波成分検出手段を備えると共に、圧力センサよシの出力
信号及び脈波成分検出手段よりの出力信号に基づいて血
圧値を定量する定量手段を含むマイクロコンピュータを
備えたものが知られている。

（ハ）発明が解決しようとする問題点しかるにこのものでは、振幅脈波曲線上の８点を検出し
て、この８点に対応するカフ圧を最高血圧値とするもの
であるが、実際の脈波振幅曲線においては、脈波振幅が
急激に増大を開始する８点が判然としない場合が多く、
測定された血圧値の信頼性が低いという不都合があった
。

また、脈波振幅曲線の形状は個人差が大きく。

どのような脈波振幅曲線に対しても、血圧値が決定でき
るような、マイクロコンピュータのプログラムは、複蜆
かつ長大であシ、その開発設計が困難であると共に、マ
イクロコンピュータ内のメモリ疋ば、非常に大容量のも
のが必要となシ、処理速度も低下する等の不都合があっ
た。

この発明は、上記不都合に鑑みなされたもので。

測定される血圧値の信頼性が高く、定量手段における処
理を簡潔化した。電子血圧計を提供することを目的とす
るものである。

に）問題点を解決するだめの手段上記不都合を解決するだめの手段として、前記定量手段
が、脈波振幅がほぼ一定の増加率で増大する区間を検出
し、その区間の終点における脈波振幅値を使用して最高
血圧値を算出するものである。

（ホ）作用第８図を参照しながら説明すると、脈波振幅曲線におい
て、Ｂ点より脈波振幅が急激に増大するときは、しばら
く、略直線的に増加する区間（第８図Ｓ点−Ｂ点間）が
存在する。この区間は、たとえ振幅が急激に増加する８
点が判然としない場合にあっても必ず存在するものであ
ると共に、どの人における脈波振幅曲線であってもこの
直線増加区間は存在するものである。

したがって、直線増加区間の終点Ｂを検出することは容
易かつ確実であり１点Ｂにおける振幅値を使用して、最
高血圧値を算出する。

（へ）実施例この発明の一実施例を、第１図および第２図に基づいて
以下に説明する。

第１図は、この実施例に係る電子血圧計の全体斜視図を
示し、１ば、その上面に液晶素子等よりなる表示器２．
電源スィッチ３及び測定スイッチ４を設けた装置本体で
ある。装置本体１には、ゴム等よりなるチューブ５が接
続され、チューブ５の先端にはカフ６が接続される。

第２図は、電子血圧計の空気圧系及び測定・制御回路の
ブロック図である。まず空気圧系について説明すると、
前記カフ６にはチューブ５及び配管１０ａ・１０ｂ・１
０ｃを介して、減圧手段としての排気弁７．加圧ポンプ
８及び圧力センサ９がそれぞれ接続される。配管１０ａ
・ｉｏｂ・１０ｃ。

排気弁７．加圧ポンプ８及び圧力センサ９は、何れも装
置本体１に内蔵されている。排気弁７は。

ソレノイド等の作用により弁を開閉する電磁弁であり、
一定の微速度でカフ６内の空気を排気する機能及び、急
速にカフ６内の空気を排気するＮ能及び、急速にカフ６
内の空気を排気する機能の両者を合せもつものであシ、
後述のマイクロコンピュータ１４によって制御されるも
のである。加圧ポンプ８ば、カフ６に空気を送り込んで
加圧するものであり、マイクロコンピュータ１４で制御
される。

測定・制御回路について説明すると、圧力センサ９より
の出力信号は増幅器１１で増幅され、その出力は脈波成
分検出手段として設けられた帯域フィルタ１２の入力及
びＡ　／　Ｄ変換器１３の入力の一つに加えられる。帯
域フィルタ１２では、圧力センサ９よりの出力信号の脈
波成分のみを検出し、その出力は、Ａ／Ｄ変換器１′５
の他の入力に接続される。マイクロコンピュータ１４は
、Ａ／Ｄ変換器１５よシのデジタル信号を読み込み血圧
値を定量し、その結果を表示器２に表示させると共に、
排気弁７及び加圧ポンプ８を制御する。またマイクロコ
ンピュータ１４には、電源スィッチ６及び測定ヌイツチ
４が接続されている。

次に、この実施例に係る電子血圧計の動作を。

第６図ないし第５図のフロー図を主に参照しながら以下
に説明する。

まず、準備段階として、装置本体１の電源スィッチ５を
オンにすると共に、カフ６を、被測定者の上腕等に巻き
つける。

装置本体１の測定スイッチ４をオンにすると血圧測定が
開始される。マイクロコンピュータ１４は加圧ポンプ８
の作動を開始させ、カフ６内に圧縮空気を送シ込む〔ス
テップ５Ｔ１）。マイクロコンピュータ１４は、カフ圧
が、所定の圧力に達したか否か、圧力センサ９よりの出
力信号を増幅器１１及びＡ　／　Ｄ変換器１５を通して
読みこみ判断し〔ステップ５Ｔ２）、カフ圧が所定の圧
力に達したと判断した時は、加圧ポンプ８の作動を停止
させる〔ステップ５Ｔ３）。ステップＳＴ４では、マイ
クロコンピュータ１４は、排気弁７に。

カフ６内の圧縮空気を一定の微速度で排気させる。

排気弁７が、カフ６内の圧縮空気の排気を開始し、カフ
圧が一定の緩やかな速度で低下し始めると、マイクロコ
ンピュータ１４は、　変数Ｐｍａｘ　。

Ｋｔ及び制御変数ｊを零と、制御変数量を１と初期化す
る〔ステップ５Ｔ５）。マイクロコンピュータ１４ば、
Ａ／Ｄ変換器１３の出力による脈波成分のデジタル信号
よりｉ拍目の脈波振幅を算出し、その値をＰ　（ｉ）と
してメモリて記憶する〔ステップＳＴ６　）。次のステ
ップＳＴ７では、その時点のＰｍａｘとＰ　（ｉ）とを
比較し、　Ｐ（ｉ）＞　Ｐｍａｘ　に代入し〔ステップ
Ｓ　Ｔ　８　）　、　Ｐ　（ｉ）りＰｍａｘであれば。

そのまま通過する。これら、ステップＳＴ７及びステッ
プＳＴ８の処理により、脈波振幅の最大値Ｐｍａｘの更
新を行なう。ステップＳＴ９でばｉが３未満であるか否
か判断し、ｉ≧６であれば１次のステップ５Ｔ１０へ進
む。これは、ｉ＝１．２では以下の処理〔ステップ５Ｔ
１１　）が行えないからである。ｔ＜Ｓであるときは後
述のステップ５Ｔ１９へ進む。

次に、ステップ５Ｔ１０では、脈波振幅の極大値が検出
されたか否かを判断する。脈波振幅の極大値が検出され
ると、後述の最低血圧値算出処理に移り、脈波振幅の極
大値が検出されない場合には以下の最高血圧値（以下Ｓ
ＹＳ値という）の算出処理全行なう。ＳＹＳ値の算出処
理としては、まず現在の脈波振幅Ｐ（ｉ）と、２拍前の
脈波Ｐ（ｉ−２）との差を算出しくこれは後述のステッ
プ５Ｔ１２で直線増加中か否かの判断の精度をあげるた
めである。）Ｋ（ｉ）とする〔ステップ５Ｔ１１）。ス
テップ１２では、脈波振幅が直線的に増加しているか否
か判断しくその判断手段は後述する）、脈波振幅が直線
的に増加して臂る場合にはステップ５Ｔ１３へ、そうで
ない場合にはステップ５Ｔ１５へ進む。

今、脈波振幅が第８図に示す８点とＢ点の間の直線増加
区間に入ったとして説明を進めると、ステップ５Ｔ１２
で、脈波振幅が直線的に増加していると判断されると、
ステップ５Ｔ１３において、ＫＬＯ値に前記Ｋ（ｉ）の
値を加え、続いてステップ５Ｔ１４でｊを１増加させる
。ｊは、直線増加区間に入って始めて零よりカウントさ
れる。次に、ヌテツブ５Ｔ１９で、現在のＰ　（ｉ）が
、最大値Ｐ　ｍａ　ｘの０゜７倍より小さいか否か判断
する。この処理は最低血圧を決定するために行なわれる
が、Ｐ（ｉ）が増加中においては＝　Ｐ　（ｉ）＜　０
．７　Ｐｍａｘとなることがないので、ステップ５Ｔ２
０へ進む。ここで、ｉを１増加させてステップＳＴ６へ
戻る。脈波振幅が直線的に増大している間、ステップＳ
Ｔ６〜５Ｔ１４→５Ｔ１９〜２０→ＳＴ６のプロセスを
繰返す。

脈波振幅値が第８図に示す脈波振幅曲線のＢ点に越える
と、ステップ５Ｔ１２において直線増加中でないと判断
され、ステップ５Ｔ１５に進む。ステップ５Ｔ１５では
、ｊ≧５か否か判断し、ｊ≧５である場合には、ステッ
プ５Ｔ１６に進み、ｓｙｓ値を決定する（　ｓｙｓ値決
定の手段は後述する）。

ｊく５である場合には、ステップ５Ｔ１７でＫＬＯ値を
零に戻し、ステップ５Ｔ１８でｊの値も零に戻す。ｊく
５での場合にＳＹＳＭを決定しないのは。

実際の脈波曲線の形状は、第８図に示すようなきれいな
形ではないため、Ａ点と８点あるいは、Ｂ点と０点の間
に、小さな直線増加区間が存在する場合がある。一方、
８点−８間の直接増加区間は。

少なくとも５拍は、脈波が続くことが、経験的に確認さ
れているため、ｊ≧５である場合にのみＳＹＳ値を決定
されるようにしておけば、このような小さな直線増加区
間によって誤ってＳＹＳ値を決定するおそれがなくなる
。

ステップ５Ｔ１６でＳＹＳ値を決定すると、そのｓｙｓ
値を、マイクロコンピュータ１４内のメモリに記憶し、
ステップ５Ｔ１７でＫｔを零とし、ステップＳＴ　１Ｂ
でｊを零とし、ステップ５Ｔ１９〜２０を経てステップ
ＳＴ６へ戻シ、脈波振幅Ｐ（ｉ）検出を繰返す。ここで
ＳＹＳ値を決定しステップ５Ｔ１６〕を行った後でも、
　ＫＬ及びｊを零とし〔ステップ５Ｔ１７及び５Ｔ１８
　）　、次の直線増加区間の出現に備えるのは、第８図
の脈波振幅曲線において。

Ａ点−８点の区間に、上述の小さな直線増加区間以外に
、脈動が５拍以上続く、すなわちｊ≧５となるような直
線増加区間が存在する場合があるからであり、このよう
な場合には、８点−Ｂ点間における直線増加区間におい
て、ｓｙｓ値の決定をやり直せるようにするためである
。したがって。

マイクロコンピュータ１４のメモリに記憶されているＳ
ＹＳ値は、現時点における最新の直線増加区間（ｊ≧５
となる）によって決定されたＳＹＳ値である。

脈波振幅が、第８図の脈波振幅曲線上のＭ点を越えて、
減少が始まると、ステップＳＴ７では。

Ｐｍａｘ　＞　Ｐ　（ｉ）となり、　Ｐｍａｘの値を置
き換えることなく、ステップＳＴ９へ進む。以下の過程
で。

Ｐ　ｍａｘとして記憶されている数値は、第８図に示す
脈波振幅曲線のＭ点における脈波振幅値である。

ステップＳＴ６で検出されるＰ　（ｉ）がＰ　（ｉ）＜
　０．７　Ｐｍａｘとなるまで、ステップＳＴ６〜７→
ＳＴ９〜１２→５Ｔ１５→５Ｔ１７〜２０→ＳＴ６のル
ーチンが繰返される。

ステップ５Ｔ１９で、　Ｐ　（ｉ）＜　０．７　Ｐｍａ
ｘとなるとステップ５Ｔ２１において、最低血圧値（以
下ＤＩＡ値という）が決定される。ＤＩＡ値を決定する
には、ステップ５Ｔ１９でＰ　（ｉ）　＜　０．７　Ｐ
ｍｔｓｘとなった時点のカフ圧をＤＩＡ値として、マイ
クロコンピュータ１４内のメモリに記憶する。これは、
第８図における脈波振幅曲線のＤ点が、はぼ最大脈波振
幅（Ｍ点）の約７０％のところに存在することが経験的
に認められているからである。

次のステップ５Ｔ２２で、マイクロコンピュータ１４ば
、そのメモリに記憶されていたＳＹＳ値及びＤＩＡ値を
表示器２に表示させ、ステップ５Ｔ２３で、カフ６内に
残っていた空気を急速に排気して、測定を終了する。

次に、ステップ５Ｔ１２の直線増加中か否かを判断する
手段を、第４図のフロー図に基いて以下に説明する。

まず、その時点におけるＫｔ値を、制御変数ｊの値すな
わちステップ５Ｔ１５で加算した回数で除算し、Ｋ（ｉ
）の平均値ＫＡＶを求める。次に、このＫＡＶと現在の
Ｋ（ｉ）との差の絶対値をとシ、これがある所定の値Ｘ
より小さい場合には、現在直線増加区間であると判断し
、ステップ５Ｔ１３に進み、一方Ｘ値よシ大きい場合に
は、現在直線増加区間でないとして、ステップ５Ｔ１５
へ進ム。

次に、ステップ５Ｔ１６におけるＳＹＳ値決定のための
手段を、第５図のフロー図に基いて以下に説明する。

まず、現在の脈波振幅値Ｐ　（ｉ）の０．６倍をしきい
値ＴＨとし→〔ステップ５Ｔ１６１，１．制御変数Ｓに
ｉの値を代入する〔ステップ５Ｔ１６２）。次に制御変
数Ｓに対応する脈波振幅値Ｐ　（ｓ）を、マイクロコン
ピュータ１４のメモリより読み出し、前記Ｔｎと比較す
る〔ステップ５Ｔ１６３）。脈波振幅値Ｐ（８）かＴＨ
よシ大きければ、制御変数Ｓを１小さくして〔ステップ
５Ｔ１６４）再びステップ５Ｔ１６′５　に戻る。

一方脈波振福値Ｐ（ｓ）がしきい値ＴＨよシ小さくなっ
た場合には、そのときの脈波振幅値Ｐ（８）に対応する
カフ圧の値をメモリよシ読み出し、それをＳＹＳ値とし
てメモリに記憶して次のステップ５Ｔ１７へ進む。（な
お、第５図のフロー図には示していないが、ステップＳ
Ｔ６で各脈波振幅値Ｐ　（ｉ）値を測定する際に、カフ
圧値も測定しメモリ７７（それぞれ記憶している。）前記しきい値ＴＨは１本実施例では脈波振＠ＭＰ（ｉ）
の６０％としているが、これに限定されるものではない
。

また、ＤＩＡ値を決定する手段としては１本実施例に示
した手段に限定されず、ｓｙｓ値を決定する場合と同様
、脈波振幅の直線減少区間の終点を検出し、終点におけ
る脈波振幅値よりＤＩＡ値を求めることもでき適宜変更
可能である。

さらに、ステップＳＴ６で脈波振幅Ｐ　（ｉ）を検出す
る際、脈波−拍中のすなわち一周期中での最大振幅をＰ
　（ｉ）として検出しているが、測定の経過時間を一定
の時間区間に分割し、その最初からｉ番目の時間区間に
おける脈波振幅の最大値をＰ（ｉ）として検出すること
もできる（ウィンド法と呼ばれる）。

加えて、この実施例では、排気弁７及び加圧ポンプ８は
、マイクロコンピュータ１４により自動制御を行わせて
いるが、従来のごとく９手動の排気弁及びポンプ（ゴム
球等）であってもよく適宜設計変更できるものである。

（ト）発明の効果この発明の電子血圧計は、脈波の振幅がほぼ一定の増加
率で増大する区間（直線増加区間）を検出し、その区間
の終点における脈波振幅値を使用して最高血圧値を算出
するものであるから、脈波振幅曲線において、脈波振幅
が急激に増加を開始する点が判然としない場合であって
も、得られる最高血圧値の信頼性が高く、また脈波振幅
曲線の形状に個人差があっても、何ら他の補正手段を必
要とせずに適用できるためマイクロコンピュータのプロ
グラムが簡潔化され、メモリの容量が少なくて済むとい
う利点がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は、この発明の一実施例に係る電子血圧計の外観
斜視図、第２図は、同電子血圧計の測定回路のブロック
図、第３図は、同電子血圧計の動作を説明するフロー図
、第４図は、第６図中ステップ５Ｔ１２の詳細を説明す
るフロー図、第５図は。第３図中ステップ５Ｔ１６の詳細を説明するフロー図、
第６図は、カフ内の流体圧（カフ圧）と測定操作の経過
時間との関係を示す図、第７図は、カフ内の流体圧（カ
フ圧）の脈波成分を示す波形図。第８図は、脈波振幅と測定操作の経過時間との関係（脈
波振幅曲線）を示す図である。６：カフ、　　７：排気弁、　　８：加圧ポンプ。９　：圧ｊ）セフ４）−、１２：帯域フィルタ。１４：マイクロコンピュータ。特許出願人　　　　　立石電機株式会社代理人　　弁理
士　　中　村　茂　信第１図６−カフ填２Ｍ第４図第５図第７因晴門　□

Claims

【特許請求の範囲】

（１）カフと、カフ内の流体を加圧する加圧手段と、カ
フ内の流体を微速又は急速に減圧手段と、カフ内の流体
圧を検出する圧力センサと、この圧力センサの出力信号
に含まれる脈波成分を検出する脈波成分検出手段と、圧
力センサ及び脈波成分検出手段の出力信号に基づき血圧
値を定量する定量手段を備えた電子血圧計において、前
記定量手段は、脈波振幅がほぼ一定の増加率で増大する
区間を検出し、その区間の終点における脈波振幅値を使
用して最高血圧値を算出することを特徴とする電子血圧
計。