JPH06110B2 - 電子血圧計 - Google Patents
電子血圧計Info
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- JPH06110B2 JPH06110B2 JP60189076A JP18907685A JPH06110B2 JP H06110 B2 JPH06110 B2 JP H06110B2 JP 60189076 A JP60189076 A JP 60189076A JP 18907685 A JP18907685 A JP 18907685A JP H06110 B2 JPH06110 B2 JP H06110B2
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- constant
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- 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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- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
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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、特に連続測定を適正に行うこ
とのできる電子血圧計に関する。
とのできる電子血圧計に関する。
（ロ）従来の技術 一般に、血圧の連続測定を行う場合に、長時間に亘る腕
への圧迫が繰返されるため、被測定者に苦痛を与えた
り、うっ血により測定誤差を生じさせるという問題があ
った。
への圧迫が繰返されるため、被測定者に苦痛を与えた
り、うっ血により測定誤差を生じさせるという問題があ
った。
この問題を解決するために、カフと、カフを加圧する加
圧手段と、前記カフの圧力を微速あるいは急速排気可能
な排気手段と、前記カフの圧力を検出する圧力センサ
と、カフ圧に含まれる脈波信号を検出する脈波信号検出
手段と、微速排気過程で前記脈波信号検出手段により検
出される脈波情報に基づいて最高血圧・平均血圧及び最
低血圧を決定する第１の血圧測定手段と、この第１の血
圧測定手段で決定された各血圧値に基づき、定数Ａ＝
（最高血圧−平均血圧）／（平均血圧−最低血圧）を算
出する定数算出手段と、微速排気過程で前記脈波信号検
出手段に検出される脈波情報に基づいて平均血圧と最低
血圧を決定し、この決定された血圧値と前記定数決算出
手段で算出された定数Ａに基づいて最高血圧を算出する
第２の血圧測定手段と、第１の段階で前記第１の血圧測
定手段で測定を行わせ、前記第２の血圧測定手段による
測定を間欠的に繰返し行わせる測定制御手段とからなる
電子血圧計が出願されている（特願昭５９−４９７５０
号）。
圧手段と、前記カフの圧力を微速あるいは急速排気可能
な排気手段と、前記カフの圧力を検出する圧力センサ
と、カフ圧に含まれる脈波信号を検出する脈波信号検出
手段と、微速排気過程で前記脈波信号検出手段により検
出される脈波情報に基づいて最高血圧・平均血圧及び最
低血圧を決定する第１の血圧測定手段と、この第１の血
圧測定手段で決定された各血圧値に基づき、定数Ａ＝
（最高血圧−平均血圧）／（平均血圧−最低血圧）を算
出する定数算出手段と、微速排気過程で前記脈波信号検
出手段に検出される脈波情報に基づいて平均血圧と最低
血圧を決定し、この決定された血圧値と前記定数決算出
手段で算出された定数Ａに基づいて最高血圧を算出する
第２の血圧測定手段と、第１の段階で前記第１の血圧測
定手段で測定を行わせ、前記第２の血圧測定手段による
測定を間欠的に繰返し行わせる測定制御手段とからなる
電子血圧計が出願されている（特願昭５９−４９７５０
号）。
この電子血圧計では、第２の段階で第２の血圧測定手段
による測定を繰返し、定数Ａの更新を行うために、定周
期で第１の段階に戻り、第１の血圧測定手段による測定
を行うものであった。
による測定を繰返し、定数Ａの更新を行うために、定周
期で第１の段階に戻り、第１の血圧測定手段による測定
を行うものであった。
（ハ）発明が解決しようとする問題点 一般に、被測定者の血圧波形は変化するものであるた
め、上記電子血圧計において、定数Ａを長時間固定し
て、第２の血圧測定手段で測定を継続すると、誤差が大
きくなる。そのため、定数Ａがある程度変化する前に、
これを更新する必要がある。しかし、血圧変化が少な
い、つまり定数Ａの変化のない状態で第１の段階に戻
り、第１の血圧測定手段による測定を行い、定数Ａを算
出するのは、むだな加圧を行うことになり、好ましくな
い。
め、上記電子血圧計において、定数Ａを長時間固定し
て、第２の血圧測定手段で測定を継続すると、誤差が大
きくなる。そのため、定数Ａがある程度変化する前に、
これを更新する必要がある。しかし、血圧変化が少な
い、つまり定数Ａの変化のない状態で第１の段階に戻
り、第１の血圧測定手段による測定を行い、定数Ａを算
出するのは、むだな加圧を行うことになり、好ましくな
い。
ところで、血圧波形がどの程度の時間経過で許容範囲を
越えて変化するかは、測定状態・個人差によって相違す
る。そのため、上記従来の電子血圧計のように、一定周
期で定数Ａを更新すると、場合により定数Ａの更新が必
要となる時点にあるにもかかわらず更新がなされず、測
定誤差を生じたり、逆に定数Ａの更新がまだ不要である
にもかかわらず更新処理に移るという問題がある。
越えて変化するかは、測定状態・個人差によって相違す
る。そのため、上記従来の電子血圧計のように、一定周
期で定数Ａを更新すると、場合により定数Ａの更新が必
要となる時点にあるにもかかわらず更新がなされず、測
定誤差を生じたり、逆に定数Ａの更新がまだ不要である
にもかかわらず更新処理に移るという問題がある。
この発明は、上記に鑑み、上記第１の血圧測定手段によ
るフル加圧を最小限に止めるとともに、また血圧波形変
化があれば、直ちに定数Ａを更新し、その変化に追随し
得る電子血圧計を提供することを目的としている。
るフル加圧を最小限に止めるとともに、また血圧波形変
化があれば、直ちに定数Ａを更新し、その変化に追随し
得る電子血圧計を提供することを目的としている。
（ニ）問題点を解決するための手段及び作用 一般に、血圧の変化波形、つまり血圧波形とカフを介し
て導出される脈波波形とは相関があり、また最低血圧時
の脈波波形と血圧波形がほぼ同形となることが知られて
いる。この点に着目し、この発明は、第１の段階での最
低血圧測定時の脈波波形と、第２の段階での最低血圧測
定時の脈波波形とを比較し、比較波形が類似している間
は第２の血圧測定手段るよる測定を繰返し、比較波形が
非類似になると第１の血圧測定手段による測定に切替え
るようにしている。
て導出される脈波波形とは相関があり、また最低血圧時
の脈波波形と血圧波形がほぼ同形となることが知られて
いる。この点に着目し、この発明は、第１の段階での最
低血圧測定時の脈波波形と、第２の段階での最低血圧測
定時の脈波波形とを比較し、比較波形が類似している間
は第２の血圧測定手段るよる測定を繰返し、比較波形が
非類似になると第１の血圧測定手段による測定に切替え
るようにしている。
すなわち、この発明の電子血圧計は、第１図に概略構成
を示すように、カフ１と、このカフを加圧する加圧手段
２と、前記カフの圧力を微速あるいは急速排気可能な排
気手段３と、前記カフの圧力を検出する圧力センサ４
と、カフ圧に含まれる脈波信号を検出する脈波信号検出
手段５と、微速排気過程で前記脈波信号検出手段より検
出される脈波情報と圧力センサ出力に基づいて最高血圧
・平均血圧及び最低血圧を決定する第１の血圧測定手段
６と、この第１の血圧測定手段で決定された各血圧値に
基づき、定数Ａ＝（最高血圧−平均血圧）／（平均血圧
−最低血圧）を算出する定数算出手段７と、微速排気過
程で前記脈波信号検出手段に検出される脈波情報と圧力
センサ出力に基づいて平均血圧と最低血圧を決定し、こ
の決定された血圧値と前記定数算出手段で算出された定
数Ａに基づいて最高血圧を算出する第２の血圧測定手段
８と、第１の段階で前記第１の血圧測定手段で測定を行
わせ、第１の段階に続く第２の段階で前記第２の血圧測
定手段による測定を間欠的に繰返し行わせる測定制御手
段９とからなるものにおいて、前記測定制御手段に前記
第１の段階での最低血圧測定時に、脈波信号検出手段で
検出される脈波波形の同定データを記憶する第１の脈波
波形データ記憶手段１０と、第２の段階での最低血圧測
定時に、脈波信号検出手段で検出される脈波波形の同定
データを記憶する第２の脈波波形データ記憶手段１１
と、これら第１と第２の脈波波形データを比較する脈波
波形比較手段１２と、比較波形が類似している間は前記
第２の血圧測定手段による測定を繰返し、比較波形が非
類似となると前記第１の血圧測定手段による測定に切替
える切替手段１３とを特徴的に備えている。
を示すように、カフ１と、このカフを加圧する加圧手段
２と、前記カフの圧力を微速あるいは急速排気可能な排
気手段３と、前記カフの圧力を検出する圧力センサ４
と、カフ圧に含まれる脈波信号を検出する脈波信号検出
手段５と、微速排気過程で前記脈波信号検出手段より検
出される脈波情報と圧力センサ出力に基づいて最高血圧
・平均血圧及び最低血圧を決定する第１の血圧測定手段
６と、この第１の血圧測定手段で決定された各血圧値に
基づき、定数Ａ＝（最高血圧−平均血圧）／（平均血圧
−最低血圧）を算出する定数算出手段７と、微速排気過
程で前記脈波信号検出手段に検出される脈波情報と圧力
センサ出力に基づいて平均血圧と最低血圧を決定し、こ
の決定された血圧値と前記定数算出手段で算出された定
数Ａに基づいて最高血圧を算出する第２の血圧測定手段
８と、第１の段階で前記第１の血圧測定手段で測定を行
わせ、第１の段階に続く第２の段階で前記第２の血圧測
定手段による測定を間欠的に繰返し行わせる測定制御手
段９とからなるものにおいて、前記測定制御手段に前記
第１の段階での最低血圧測定時に、脈波信号検出手段で
検出される脈波波形の同定データを記憶する第１の脈波
波形データ記憶手段１０と、第２の段階での最低血圧測
定時に、脈波信号検出手段で検出される脈波波形の同定
データを記憶する第２の脈波波形データ記憶手段１１
と、これら第１と第２の脈波波形データを比較する脈波
波形比較手段１２と、比較波形が類似している間は前記
第２の血圧測定手段による測定を繰返し、比較波形が非
類似となると前記第１の血圧測定手段による測定に切替
える切替手段１３とを特徴的に備えている。
この電子血圧計では、血圧波形の変化がないと脈波波形
も変化しない。そのため、上記比較波形は類似の範囲に
あり、そのまま第２の血圧測定手段による測定が継続さ
れる。この場合、定数Ａは更新されない。血圧波形に変
化が生じると、応じて脈波波形も変化するので、両比較
波形は相違してくる。そして、比較手段で非類似と判断
されると、第２の血圧測定手段による測定から第１の血
圧測定手段による測定に移る。ここで、定数Ａが更新さ
れ、次の第２の血圧測定手段による測定では、更新され
た定数Ａで最高血圧が算出されることになる。
も変化しない。そのため、上記比較波形は類似の範囲に
あり、そのまま第２の血圧測定手段による測定が継続さ
れる。この場合、定数Ａは更新されない。血圧波形に変
化が生じると、応じて脈波波形も変化するので、両比較
波形は相違してくる。そして、比較手段で非類似と判断
されると、第２の血圧測定手段による測定から第１の血
圧測定手段による測定に移る。ここで、定数Ａが更新さ
れ、次の第２の血圧測定手段による測定では、更新され
た定数Ａで最高血圧が算出されることになる。
（ホ）実施例 以下、実施例により、この発明をさらに詳細に説明す
る。
る。
第２図は、この発明の一実施例を示す電子血圧計のブロ
ック図である。同図において、加圧ポンプ２１がエア管
２２により排気弁２３とカフ２４に連通されている。ま
たカフ２４は、エア管２２により圧力センサ２５に連通
されており、カフ２４内の圧力が圧力センサ２５により
電気信号に変換されるようになっている。
ック図である。同図において、加圧ポンプ２１がエア管
２２により排気弁２３とカフ２４に連通されている。ま
たカフ２４は、エア管２２により圧力センサ２５に連通
されており、カフ２４内の圧力が圧力センサ２５により
電気信号に変換されるようになっている。
圧力センサ２５の出力端は、増幅器２６に入力され、増
幅器２６の出力端はＡ／Ｄ変換器２７の入力端に接続さ
れるとともに、バンドパスフィルタ２８を介して、Ａ／
Ｄ変換器２７の他の入力端に接続されている。このよう
に、Ａ／Ｄ変換器２７の一方の入力端には、増幅器２６
よりカフ２４の静圧が、また他方の入力端にはバンドパ
スフィルタ２８より、カフ２４内の脈波成分が入力され
るようになっている。
幅器２６の出力端はＡ／Ｄ変換器２７の入力端に接続さ
れるとともに、バンドパスフィルタ２８を介して、Ａ／
Ｄ変換器２７の他の入力端に接続されている。このよう
に、Ａ／Ｄ変換器２７の一方の入力端には、増幅器２６
よりカフ２４の静圧が、また他方の入力端にはバンドパ
スフィルタ２８より、カフ２４内の脈波成分が入力され
るようになっている。
Ａ／Ｄ変換器２７の出力端は、ＣＰＵ２９に接続され、
デジタル化されたカフ圧及び脈波信号データが、ＣＰＵ
２９内に取込まれるようになっている。
デジタル化されたカフ圧及び脈波信号データが、ＣＰＵ
２９内に取込まれるようになっている。
ＣＰＵ２９は、ＲＡＭやＲＯＭ等のメモリを内部に含
み、ＲＯＭに記憶されるプログラムに従い最高血圧・平
均血圧及び最低血圧を決定する機能、これら３種の血圧
値から定数Ａ＝（最高血圧−平均血圧）／（平均血圧−
最低血圧）を算出する機能、算出した定数Ａと新たに決
定した平均血圧、最低血圧より最高血圧を算出する機
能、脈波波形を比較するための定数Ｂ１、Ｂ２（脈波波
形同定データ）を算出する機能、定数Ｂ１、Ｂ２の比値
B2/B1が所定値内にあるか否かを判別する機能等を備え
ている。
み、ＲＯＭに記憶されるプログラムに従い最高血圧・平
均血圧及び最低血圧を決定する機能、これら３種の血圧
値から定数Ａ＝（最高血圧−平均血圧）／（平均血圧−
最低血圧）を算出する機能、算出した定数Ａと新たに決
定した平均血圧、最低血圧より最高血圧を算出する機
能、脈波波形を比較するための定数Ｂ１、Ｂ２（脈波波
形同定データ）を算出する機能、定数Ｂ１、Ｂ２の比値
B2/B1が所定値内にあるか否かを判別する機能等を備え
ている。
ここで定数Ｂ１は、定数Ａ算出段階の脈波波形に係る定
数であり、定数Ｂ２は定数Ａを用いて最高血圧を算出す
る測定段階の脈波波形に係る定数であり、第３図に示す
ように、脈波１周期の平均値をＰAVE、最大値をＰMAX、
最小値をＰMINとすると、それれそれＢ＝（ＰMAX−ＰAV
E）／（ＰAVE−ＰMIN）で求められる。
数であり、定数Ｂ２は定数Ａを用いて最高血圧を算出す
る測定段階の脈波波形に係る定数であり、第３図に示す
ように、脈波１周期の平均値をＰAVE、最大値をＰMAX、
最小値をＰMINとすると、それれそれＢ＝（ＰMAX−ＰAV
E）／（ＰAVE−ＰMIN）で求められる。
またＣＰＵ２９は、信号ａにより加圧ポンプ２１を駆動
・停止させる制御機能を有し、また信号ｂにより排気弁
２３を微速排気と急速排気に切替制御する機能も備えて
いる。
・停止させる制御機能を有し、また信号ｂにより排気弁
２３を微速排気と急速排気に切替制御する機能も備えて
いる。
さらにまた、ＣＰＵ２９はＴ１タイマを内蔵している。
このタイマの設定タイムは、デジタルスイッチ１１によ
り設定される。
このタイマの設定タイムは、デジタルスイッチ１１によ
り設定される。
この実施例電子血圧計は、第４図に示すように、最初の
周期Ｔ１で、先ず加圧→微速排気→急速排気の一連のカ
フ圧変化過程で最高血圧・平均血圧・最低血圧を決定し
（第１の測定手段による測定）、これら３種の血圧値に
より定数Ａを算出する（第４図のｔ１で定数Ａ算出）。
周期Ｔ１で、先ず加圧→微速排気→急速排気の一連のカ
フ圧変化過程で最高血圧・平均血圧・最低血圧を決定し
（第１の測定手段による測定）、これら３種の血圧値に
より定数Ａを算出する（第４図のｔ１で定数Ａ算出）。
以後は、周期Ｔ１毎に加圧→微速排気→急速排気→間隙
の処理を繰返し、この処理で平均血圧・最低血圧を決定
し、決定した平均血圧・最低血圧と定数Ａとから最高血
圧を算出する（第２の測定手段による測定）ようになっ
ている。得られた３種の血圧は、表示器３０に表示され
るようになっている。
の処理を繰返し、この処理で平均血圧・最低血圧を決定
し、決定した平均血圧・最低血圧と定数Ａとから最高血
圧を算出する（第２の測定手段による測定）ようになっ
ている。得られた３種の血圧は、表示器３０に表示され
るようになっている。
また、決定した平均血圧・最低血圧と定数Ａとから最高
血圧を算出した段階で、定数Ｂ１、Ｂ２値により、定数
Ａの更新が必要であると判断されると、再び最高血圧・
平均血圧・最低血圧の決定（第１の測定手段による測
定）に移り、新たな定数Ａを算出し、更新することにな
る。
血圧を算出した段階で、定数Ｂ１、Ｂ２値により、定数
Ａの更新が必要であると判断されると、再び最高血圧・
平均血圧・最低血圧の決定（第１の測定手段による測
定）に移り、新たな定数Ａを算出し、更新することにな
る。
次に、第５図、第６図、第７図に示すフロー図を参照し
て、上記実施例電子血圧計の動作を説明する。
て、上記実施例電子血圧計の動作を説明する。
動作がスタートすると、先ずステップＳＴ（以下ＳＴと
略す）１で最高血圧・平均血圧・最低血圧を決定（測
定）し、定数Ａを算出する。なお、振動法の具体的な血
圧決定のアルゴリズムは種々あり、いずれのアルゴリズ
ムを用いてもよいが、ここでは次のアルゴリズムにより
血圧を決定するものとする。
略す）１で最高血圧・平均血圧・最低血圧を決定（測
定）し、定数Ａを算出する。なお、振動法の具体的な血
圧決定のアルゴリズムは種々あり、いずれのアルゴリズ
ムを用いてもよいが、ここでは次のアルゴリズムにより
血圧を決定するものとする。
最高血圧：脈波振幅の増大割合が大となる時点のカフ
圧。
圧。
平均血圧：脈波振幅が最大となる時点のカフ圧。
最低血圧：脈波振幅の減少割合が小さくなる時点のカフ
圧。
圧。
このＳＴ１の血圧決定及び定数Ａの算出処理ルーチンの
詳細を第６図に示している。すなわち、このルーチンに
入ると、ＣＰＵ２９からの信号ａにより、加圧ポンプ２
１が駆動され、カフ２４に加圧が行われる（ＳＴ１
１）。この加圧により、カフ圧は急激に上昇する。
詳細を第６図に示している。すなわち、このルーチンに
入ると、ＣＰＵ２９からの信号ａにより、加圧ポンプ２
１が駆動され、カフ２４に加圧が行われる（ＳＴ１
１）。この加圧により、カフ圧は急激に上昇する。
次に、このカフ圧の上昇過程で、サンプルタイム毎に圧
力センサ２５よりＣＰＵ２９に取込まれるカフ圧が、予
め定める所定のカフ圧（一般的に予測される最高血圧よ
りも大）に達したか否か判定される（ＳＴ１２）。カフ
圧が所定値よりも小さい間は、この判定がＮＯであり、
処理動作はこのステップに留まる。この間、加圧ポンプ
２１による加圧は継続される。
力センサ２５よりＣＰＵ２９に取込まれるカフ圧が、予
め定める所定のカフ圧（一般的に予測される最高血圧よ
りも大）に達したか否か判定される（ＳＴ１２）。カフ
圧が所定値よりも小さい間は、この判定がＮＯであり、
処理動作はこのステップに留まる。この間、加圧ポンプ
２１による加圧は継続される。
カフ圧が所定値に達すると、ＳＴ１２の判定がＹＥＳと
なり、信号ａがオフされ、加圧ポンプ２１の駆動が停止
され、カフ２４への加圧が停止される（ＳＴ１３）。同
時に、排気弁２３より微速排気が開始され、カフ圧は下
降し始める（ＳＴ１４）。
なり、信号ａがオフされ、加圧ポンプ２１の駆動が停止
され、カフ２４への加圧が停止される（ＳＴ１３）。同
時に、排気弁２３より微速排気が開始され、カフ圧は下
降し始める（ＳＴ１４）。
続いて、ＣＰＵ２９に取込まれる脈波信号の振幅の増大
割合が所定値以上になったか否か判定される（ＳＴ１
５）。検出される脈波信号の振幅の増大割合が略一定の
場合は、この判定がＮＯであり、処理動作はこのステッ
プに留まる。この間、カフ圧は徐々に下降する。
割合が所定値以上になったか否か判定される（ＳＴ１
５）。検出される脈波信号の振幅の増大割合が略一定の
場合は、この判定がＮＯであり、処理動作はこのステッ
プに留まる。この間、カフ圧は徐々に下降する。
検出される脈波信号の振幅の増大割合が所定値以上にな
ると、ＳＴ１５の判定がＹＥＳとなり、その時点のカフ
圧が最高血圧と決定される。この最高血圧は、ＣＰＵ２
９内のメモリに記憶される（ＳＴ１６）。
ると、ＳＴ１５の判定がＹＥＳとなり、その時点のカフ
圧が最高血圧と決定される。この最高血圧は、ＣＰＵ２
９内のメモリに記憶される（ＳＴ１６）。
最高血圧決定後も、カフ圧は微速排気により下降する。
一方、脈波信号の振幅は上昇する。従って、ＳＴ１７で
脈波信号の振幅が最大点に達したか否か判定される。脈
波信号の振幅が上昇中の場合は、この判定がＮＯであ
り、処理動作はＳＴ１７に留まるが、脈波信号の振幅が
最大点に達すると、この判定がＹＥＳとなり、次にその
時点のカフ圧が平均血圧と決定される。そして、この平
均血圧も同様に、ＣＰＵ２９内のメモリに記憶される
（ＳＴ１８）。
一方、脈波信号の振幅は上昇する。従って、ＳＴ１７で
脈波信号の振幅が最大点に達したか否か判定される。脈
波信号の振幅が上昇中の場合は、この判定がＮＯであ
り、処理動作はＳＴ１７に留まるが、脈波信号の振幅が
最大点に達すると、この判定がＹＥＳとなり、次にその
時点のカフ圧が平均血圧と決定される。そして、この平
均血圧も同様に、ＣＰＵ２９内のメモリに記憶される
（ＳＴ１８）。
平均血圧決定後も、カフ圧は微速排気により下降する。
そして、脈波信号の振幅も減少する。そこで次に、脈波
信号の振幅の減少割合が所定値より小か否か判定される
（ＳＴ１９）。脈波信号の振幅が減少中の場合は、この
判定はＮＯであり、処理動作はＳＴ１９に留まるが、脈
波信号の振幅が一定となると、すなわち減少割合が所定
値よりも小となると、この判定がＹＥＳとなり、次にそ
の時点のカフ圧が最低血圧と決定される（ＳＴ２０）。
この最低血圧も、ＣＰＵ２９内のメモリに記憶される。
そして、脈波信号の振幅も減少する。そこで次に、脈波
信号の振幅の減少割合が所定値より小か否か判定される
（ＳＴ１９）。脈波信号の振幅が減少中の場合は、この
判定はＮＯであり、処理動作はＳＴ１９に留まるが、脈
波信号の振幅が一定となると、すなわち減少割合が所定
値よりも小となると、この判定がＹＥＳとなり、次にそ
の時点のカフ圧が最低血圧と決定される（ＳＴ２０）。
この最低血圧も、ＣＰＵ２９内のメモリに記憶される。
以上のＳＴ１１からＳＴ２０までの処理で、最高血圧・
平均血圧・最低血圧が決定されたことになる。しかし、
この決定方法は、従来の電子血圧計における血圧決定方
法と同様である。
平均血圧・最低血圧が決定されたことになる。しかし、
この決定方法は、従来の電子血圧計における血圧決定方
法と同様である。
次に、得られた最高血圧・平均血圧及び最低血圧によ
り、Ａ＝（最高血圧−平均血圧）／（平均血圧−最低血
圧）の演算が行われ、定数Ａが算出され、記憶される
（ＳＴ２１）。そして、ＣＰＵ２９より信号ｂが排気弁
２３に加えられ、急速排気に切替えられ、カフ２４の圧
力が急激に減圧される（ＳＴ２２）。
り、Ａ＝（最高血圧−平均血圧）／（平均血圧−最低血
圧）の演算が行われ、定数Ａが算出され、記憶される
（ＳＴ２１）。そして、ＣＰＵ２９より信号ｂが排気弁
２３に加えられ、急速排気に切替えられ、カフ２４の圧
力が急激に減圧される（ＳＴ２２）。
以上の処理の終了で、処理動作は第５図のＳＴ１を抜け
出し、ＳＴ２に移る。ここでは、ＳＴ２０で最低血圧決
定時に対応する脈波信号の１周期分が記憶されているの
を抽出する。そして、この時点の脈波を特定する定数Ｂ
１を（ＰMAX−ＰAVE／（ＰAVE−ＰMIN）より算出する
（ＳＴ３）。この平均値ＰAVEは、 ただし ｎ：１周期のデータ数、 Ｐ(i)：脈波A/D値、 で求められる。
出し、ＳＴ２に移る。ここでは、ＳＴ２０で最低血圧決
定時に対応する脈波信号の１周期分が記憶されているの
を抽出する。そして、この時点の脈波を特定する定数Ｂ
１を（ＰMAX−ＰAVE／（ＰAVE−ＰMIN）より算出する
（ＳＴ３）。この平均値ＰAVEは、 ただし ｎ：１周期のデータ数、 Ｐ(i)：脈波A/D値、 で求められる。
定数Ｂ１の算出に続いて、次にタイマＴ１をスタートさ
せる（ＳＴ４）。続いてＳＴ５に移り、“Ｔ１タイムア
ップか”の判定がなされ、Ｔ１タイマがタイムアップす
るまで時間待ちが行われ、この間、血圧測定が停止され
る。すなわち、次の測定まで測定休止期間が置かれる。
せる（ＳＴ４）。続いてＳＴ５に移り、“Ｔ１タイムア
ップか”の判定がなされ、Ｔ１タイマがタイムアップす
るまで時間待ちが行われ、この間、血圧測定が停止され
る。すなわち、次の測定まで測定休止期間が置かれる。
Ｔ１タイマがタイムアップすると、ＳＴ５の判定がＹＥ
Ｓとなり、ＳＴ６で平均血圧・最低血圧を決定（測定）
し、これら平均血圧・最低血圧とすでに算出してある定
数Ａに基づいて、最高血圧が算出される。
Ｓとなり、ＳＴ６で平均血圧・最低血圧を決定（測定）
し、これら平均血圧・最低血圧とすでに算出してある定
数Ａに基づいて、最高血圧が算出される。
このＳＴ６の平均血圧・最低血圧の決定及び最高血圧の
算出処理ルーチンの詳細を、第７図に示している。
算出処理ルーチンの詳細を、第７図に示している。
このルーチンに入ると、カフ２４が加圧され（ＳＴ６
１）、そのカフ圧が所定値に達したか判定され（ＳＴ６
２）、所定値に達すると加圧が停止され（ＳＴ６３）、
微速排気が開始される（ＳＴ６４）。ここまでの処理
は、第６図に示すルーチンのＳＴ１１〜ＳＴ１４と略同
様である。ただ、ＳＴ６２の所定値が平均血圧よりやや
大となる程度に設定される点で相違する。
１）、そのカフ圧が所定値に達したか判定され（ＳＴ６
２）、所定値に達すると加圧が停止され（ＳＴ６３）、
微速排気が開始される（ＳＴ６４）。ここまでの処理
は、第６図に示すルーチンのＳＴ１１〜ＳＴ１４と略同
様である。ただ、ＳＴ６２の所定値が平均血圧よりやや
大となる程度に設定される点で相違する。
ＳＴ６３で、微速排気が開始されると、先ず、脈波信号
の振幅の最大点が検出され（ＳＴ６５）、その検出時点
におけるカフ圧が平均血圧と決定され（ＳＴ６６）、さ
らにカフ圧を下降させてゆく過程で、脈波信号の振幅の
減少割合が小となる時点が検出され（ＳＴ６７）、この
時点のカフ圧が最低血圧と決定される（ＳＴ６８）。次
に、この決定された平均血圧・最低血圧より、最高血圧
が算出される（ＳＴ６９）。この最高血圧の算出は平均
血圧＋Ａ（平均血圧−最低血圧）により行われる。定数
Ａは、すでに算出され、算出された最低・平均・最高の
各血圧値は、表示器３０に表示される（ＳＴ７０）。ま
た、測定後、直ちに急速排気に切替えられ（ＳＴ７
１）、カフ２４が急速に減圧される。
の振幅の最大点が検出され（ＳＴ６５）、その検出時点
におけるカフ圧が平均血圧と決定され（ＳＴ６６）、さ
らにカフ圧を下降させてゆく過程で、脈波信号の振幅の
減少割合が小となる時点が検出され（ＳＴ６７）、この
時点のカフ圧が最低血圧と決定される（ＳＴ６８）。次
に、この決定された平均血圧・最低血圧より、最高血圧
が算出される（ＳＴ６９）。この最高血圧の算出は平均
血圧＋Ａ（平均血圧−最低血圧）により行われる。定数
Ａは、すでに算出され、算出された最低・平均・最高の
各血圧値は、表示器３０に表示される（ＳＴ７０）。ま
た、測定後、直ちに急速排気に切替えられ（ＳＴ７
１）、カフ２４が急速に減圧される。
以上の処理で、処理動作は第５図のＳＴ６を抜け出し、
ＳＴ７に移る。ＳＴ７では、ＳＴ６８で最低血圧決定時
に、対応する脈波信号の１周期分が記憶されているのを
抽出する。そして、この時点の脈波を特定する定数Ｂ２
を、上記定数Ｂ１と同様にして算出する（ＳＴ８）。次
に、定数Ｂ１、Ｂ２の比値B2/B1が所定値α１、α
２（例：α１＝０．９、α２＝１．１）の範囲内にある
か否か判定する（ＳＴ９）。もし比値B2/B1が所定値α
１とα２の範囲内にあれば、ＳＴ１における血圧測定時
点の脈波波形とＳＴ６における血圧測定時の脈波波形に
ほとんど変化がないこと、つまり両波形は類似している
ことを意味し、この場合は定数Ａの更新は不要であるた
め、ＳＴ４に戻り、Ｔ１タイマをスタートさせ、以後
も、それまでの定数Ａを用いて最高血圧算出を行う。
ＳＴ７に移る。ＳＴ７では、ＳＴ６８で最低血圧決定時
に、対応する脈波信号の１周期分が記憶されているのを
抽出する。そして、この時点の脈波を特定する定数Ｂ２
を、上記定数Ｂ１と同様にして算出する（ＳＴ８）。次
に、定数Ｂ１、Ｂ２の比値B2/B1が所定値α１、α
２（例：α１＝０．９、α２＝１．１）の範囲内にある
か否か判定する（ＳＴ９）。もし比値B2/B1が所定値α
１とα２の範囲内にあれば、ＳＴ１における血圧測定時
点の脈波波形とＳＴ６における血圧測定時の脈波波形に
ほとんど変化がないこと、つまり両波形は類似している
ことを意味し、この場合は定数Ａの更新は不要であるた
め、ＳＴ４に戻り、Ｔ１タイマをスタートさせ、以後
も、それまでの定数Ａを用いて最高血圧算出を行う。
しかし、ＳＴ９で判定ＮＯならば、つまり比値B2/B1が
所定値α１とα２の範囲外にある場合は、ＳＴ１におけ
る血圧測定時点の脈波波形に対し、ＳＴ６における血圧
測定時点の脈波波形が大きく変化したこと、つまり非類
似となったことを示し、これは、とりもなおさず血圧波
形の変化が生じたことを意味する。これは、それまでの
定数Ａを用いて最高血圧を算出していたのでは、測定誤
差を生起することも意味する。そのため、ＳＴ１０で、
今回の、つまり最後に得た最高血圧を無効とし、ＳＴ１
に戻る。ＳＴ１では、すでに説明したように、最高血圧
を越える程度に加圧し、カフの減圧過程で脈波振幅の変
化から最高血圧・平均血圧・最低血圧を決定し、さらに
これらの血圧値から定数Ａを算出、つまり更新する。そ
して以後の測定では、この更新された定数Ａと平均血圧
・最低血圧とにより最高血圧が算出される。もちろん、
定数Ｂ１も再算出される。そして以後、比値B2/B1が所
定値α１とα２の範囲内にある間は、更新された定数Ａ
が継続して使用され、加圧を平均血圧点よりやや高めの
点まで行うＳＴ６の測定処理が、Ｔ１の間隔を置いて繰
返される。比値Ｂ２／Ｂ１が所定値α１とα２の範囲を
越えると、再々度定数Ａが更新されることになる。
所定値α１とα２の範囲外にある場合は、ＳＴ１におけ
る血圧測定時点の脈波波形に対し、ＳＴ６における血圧
測定時点の脈波波形が大きく変化したこと、つまり非類
似となったことを示し、これは、とりもなおさず血圧波
形の変化が生じたことを意味する。これは、それまでの
定数Ａを用いて最高血圧を算出していたのでは、測定誤
差を生起することも意味する。そのため、ＳＴ１０で、
今回の、つまり最後に得た最高血圧を無効とし、ＳＴ１
に戻る。ＳＴ１では、すでに説明したように、最高血圧
を越える程度に加圧し、カフの減圧過程で脈波振幅の変
化から最高血圧・平均血圧・最低血圧を決定し、さらに
これらの血圧値から定数Ａを算出、つまり更新する。そ
して以後の測定では、この更新された定数Ａと平均血圧
・最低血圧とにより最高血圧が算出される。もちろん、
定数Ｂ１も再算出される。そして以後、比値B2/B1が所
定値α１とα２の範囲内にある間は、更新された定数Ａ
が継続して使用され、加圧を平均血圧点よりやや高めの
点まで行うＳＴ６の測定処理が、Ｔ１の間隔を置いて繰
返される。比値Ｂ２／Ｂ１が所定値α１とα２の範囲を
越えると、再々度定数Ａが更新されることになる。
なお、上記実施例において、ＳＴ２で抽出される脈波と
ＳＴ８で抽出される脈波を比較し、波形に変化が生じた
か否か、つまり非類似の波形となったか否かを判定する
のに、定数Ｂ１、Ｂ２の比値と所定値を比較するように
しているが、定数Ｂ１、Ｂ２の誤差と絶対値と、他の所
定値を比較してもよいし、その他の波形比較手法を用い
てもよい。
ＳＴ８で抽出される脈波を比較し、波形に変化が生じた
か否か、つまり非類似の波形となったか否かを判定する
のに、定数Ｂ１、Ｂ２の比値と所定値を比較するように
しているが、定数Ｂ１、Ｂ２の誤差と絶対値と、他の所
定値を比較してもよいし、その他の波形比較手法を用い
てもよい。
（ヘ）発明の効果 この発明によれば、脈波波形の比較により血圧波形の変
化を知るようにし、脈波波形の変化がなければ最高血圧
算出のための定数を更新せず、脈波波形の変化が検出さ
れると定数を更新するものであるから、たとえ測定状況
の変化・個人的なバラツキが存在しても、その影響を受
けることなく、真に更新を必要とする時にのみ定数の更
新がなされるので、最高血圧までの加圧による測定を出
来るだけ減らし得、しかも測定誤差を生じることのない
適正な連続測定を行うことができる。
化を知るようにし、脈波波形の変化がなければ最高血圧
算出のための定数を更新せず、脈波波形の変化が検出さ
れると定数を更新するものであるから、たとえ測定状況
の変化・個人的なバラツキが存在しても、その影響を受
けることなく、真に更新を必要とする時にのみ定数の更
新がなされるので、最高血圧までの加圧による測定を出
来るだけ減らし得、しかも測定誤差を生じることのない
適正な連続測定を行うことができる。
第１図は、この発明の概略構成を示す図、第２図は、こ
の発明の一実施例を示す電子血圧計のブロック図、第３
図は、脈波波形を特定する定数算出を説明するための脈
波波形図、第４図は、同電子血圧計の測定系の切替を説
明するためのタイムチャート、第５図は、同電子血圧計
のメインフロー図、第６図は、同メイン制御フローの定
数算出ルーチンを示すフロー図、第７図は、同メイン制
御フローの平均血圧・最低血圧の測定及び最高血圧算出
ルーチンを示すフロー図である。 １：カフ、 ２：加圧手段、 ３：排気手段、 ４：圧力センサ、 ５：脈波信号検出手段、 ７：第１の血圧測定手段、 ８：第２の血圧測定手段、 ９：測定制御手段、 １０：第１の脈波波形データ記憶手段、 １１：第２の脈波波形データ記憶手段、 １２：脈波波形比較手段、 １３：切替手段。
の発明の一実施例を示す電子血圧計のブロック図、第３
図は、脈波波形を特定する定数算出を説明するための脈
波波形図、第４図は、同電子血圧計の測定系の切替を説
明するためのタイムチャート、第５図は、同電子血圧計
のメインフロー図、第６図は、同メイン制御フローの定
数算出ルーチンを示すフロー図、第７図は、同メイン制
御フローの平均血圧・最低血圧の測定及び最高血圧算出
ルーチンを示すフロー図である。 １：カフ、 ２：加圧手段、 ３：排気手段、 ４：圧力センサ、 ５：脈波信号検出手段、 ７：第１の血圧測定手段、 ８：第２の血圧測定手段、 ９：測定制御手段、 １０：第１の脈波波形データ記憶手段、 １１：第２の脈波波形データ記憶手段、 １２：脈波波形比較手段、 １３：切替手段。
Claims (1)
- 【請求項１】カフと、このカフを加圧する加圧手段と、
前記カフの圧力を微速あるいは急速排気可能な排気手段
と、前記カフの圧力を検出する圧力センサと、カフ圧に
含まれる脈波信号を検出する脈波信号検出手段と、微速
排気過程で前記脈波信号検出手段により検出される脈波
情報と圧力センサ出力に基づいて最高血圧・平均血圧及
び最低血圧を決定する第１の血圧測定手段と、この第１
の血圧測定手段で決定された各血圧値に基づき、定数Ａ
＝（最高血圧−平均血圧）／（平均血圧−最低血圧）を
算出する定数算出手段と、微速排気過程で前記脈波信号
検出手段に検出される脈波情報と圧力センサ出力に基づ
いて平均血圧と最低血圧を決定し、この決定された血圧
値と前記定数算出手段で算出された定数Ａに基づいて最
高血圧を算出する第２の血圧測定手段と、第１の段階で
前記第１の血圧測定手段で測定を行わせ、第１の段階に
続く第２の段階で前記第２の血圧測定手段による測定を
間欠的に繰返し行わせる測定制御手段とからなる電子血
圧計において、 前記測定制御手段は、前記第１の段階での最低血圧測定
時に、脈波信号検出手段で検出される脈波波形の同定デ
ータを記憶する第１の脈波波形データ記憶手段と、第２
の段階での最低血圧測定時毎、脈波信号検出手段で検出
される脈波波形の同定データを記憶する第２の脈波波形
データ記憶手段と、これら第１と第２の脈波波形データ
を比較する脈波波形比較手段と、比較波形が類似してい
る間は前記第２の血圧測定手段による測定を繰返し、比
較波形が非類似となると前記第１の血圧測定手段による
測定に切替える切替手段を含むことを特徴とする電子血
圧計。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60189076A JPH06110B2 (ja) | 1985-08-27 | 1985-08-27 | 電子血圧計 |
| US07/217,044 US4850368A (en) | 1985-08-27 | 1988-07-07 | Electronic blood pressure measurement device and its method of operation, performing minimal squeezing of patient's arm |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60189076A JPH06110B2 (ja) | 1985-08-27 | 1985-08-27 | 電子血圧計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6247338A JPS6247338A (ja) | 1987-03-02 |
| JPH06110B2 true JPH06110B2 (ja) | 1994-01-05 |
Family
ID=16234903
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60189076A Expired - Lifetime JPH06110B2 (ja) | 1985-08-27 | 1985-08-27 | 電子血圧計 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4850368A (ja) |
| JP (1) | JPH06110B2 (ja) |
Families Citing this family (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5094245A (en) * | 1988-10-17 | 1992-03-10 | Omron Corporation | Electronic blood pressure meter |
| US5054495A (en) * | 1989-07-10 | 1991-10-08 | Colin Electronics Co., Ltd. | Automatic blood-pressure measuring apparatus |
| US5014714A (en) * | 1989-07-19 | 1991-05-14 | Spacelabs, Inc. | Method and apparatus for distinguishing between accurate and inaccurate blood pressure measurements in the presence of artifact |
| JPH05245120A (ja) * | 1992-03-09 | 1993-09-24 | Omron Corp | 電子血圧計 |
| US5680867A (en) * | 1993-04-02 | 1997-10-28 | Shimazu; Hideaki | Electronic blood pressure measurment device |
| US5606977A (en) * | 1995-01-04 | 1997-03-04 | Critikon, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor which automatically determines when to take blood pressure measurements |
| JPH08322811A (ja) * | 1995-05-30 | 1996-12-10 | Nippon Colin Co Ltd | 自動血圧測定装置 |
| US6447457B1 (en) * | 1999-11-16 | 2002-09-10 | Microlife Intellectual Property Gmbh | Non invasive blood pressure monitor and a method for the non-invasive measurement of the blood pressure |
| JP3385262B2 (ja) * | 2000-05-29 | 2003-03-10 | 日本コーリン株式会社 | 血圧測定装置 |
| EP1258223A1 (en) | 2001-05-14 | 2002-11-20 | Microlife Intellectual Property GmbH | Noninvasive measurement of blood pressure |
| 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 |
| CN106236057A (zh) * | 2016-08-30 | 2016-12-21 | 苏州品诺维新医疗科技有限公司 | 一种血压计和一种检测血压的方法 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4190886A (en) * | 1978-04-10 | 1980-02-26 | Hewlett-Packard Company | Derivation of steady values of blood pressures |
| US4378807A (en) * | 1980-12-03 | 1983-04-05 | Clinical Data, Inc. | Blood pressure measurement apparatus |
-
1985
- 1985-08-27 JP JP60189076A patent/JPH06110B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1988
- 1988-07-07 US US07/217,044 patent/US4850368A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6247338A (ja) | 1987-03-02 |
| US4850368A (en) | 1989-07-25 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |