JPS6179442A

JPS6179442A - 自動血圧測定装置

Info

Publication number: JPS6179442A
Application number: JP59200504A
Authority: JP
Inventors: 金子　好宏; 栃久保　修; 博之横井
Original assignee: Copal Takeda Medical Kenyusho KK
Current assignee: Copal Takeda Medical Kenyusho KK
Priority date: 1984-09-27
Filing date: 1984-09-27
Publication date: 1986-04-23
Also published as: JPH0331046B2

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】［発明の技術分野」本発明は非観血式の自動血圧測定方法及びその装置に関
し、特に被験者の最高血圧を計測判定した後、最低血圧
付近までの計測工程を短縮可能にした自動血圧測定方法
及びその装置に関するものである。

［従来技術及びその問題点コ従来の非観血式自動血圧計にみられる計測工程は、始め
に設定値（１５０〜２００謬ｍＨｇ）まで−律にカフ圧
を上昇させ、次に一定速度（２〜３■Ｈｇ／５ｅａ）で
カフ圧を減少させでゆく過程で最高血圧と最低血圧の判
定をその区間の連続した計測により行うものであった。

このため血圧測定に要する時間はカフ排気速度を一定と
すると被験者の血圧値（脈圧）に依存することになり、
この区間はほぼ血流が止められるためにうつ匍の状態が
続き、これに起因して最低血圧の判定に誤りを生じるこ
とが少なくなかった。しかも実際上意味のある計測が行
われるのは最高血圧及び最低血圧の付近の数心拍間であ
り、それ以外の区間で定積計測をすることは事実上不必
要な測定時間をかけていることになり、患者に苦痛を与
えるばかりでなく、短時間の血圧変動を捕える為の高速
測定実現の障害ともなっていた。

また従来のこの種の自動血圧計は加圧手段としてダイヤ
プラム式ポンプやピストン式ポンプ等を使用しており、
測定の度に加圧手段の発する騒音は被験者のみならず周
囲の人々へもストレスを加える原因となっていた。しか
も夜間にはこの騒音により長期血圧モニタ患者が眠りか
らさめる為、睡眠中の血圧動態を捕えることができない
という不都合を生じていた。

［発明の目的］本発明は上述した従来技術の欠点に鑑みて成されたもの
であって、その目的とする所は、最高血圧判定の後、最
低血圧付近までの定積計測工程を短縮することにより、
迅速かつ正確な血圧測定の行なえる自動血圧測定方法及
びその装置を提案することにある。

また本発明の他の目的は、カフ加圧騒音を一切なくした
自動血圧測定装置を提供することにある。

また本発明の他の目的は、小型軽量で長時間の連続使用
に酎える自動血圧測定装ごを提供することにある。

［発明の概要］大発明の自動血圧測定方法（±、上記目的を達成するた
め、カフ加圧中のコロトコフ音信号をモニタして所定値
を設定する設定工程と、該加圧停止後のカブ定速減圧中
に検出したコロトコフ音信号を基に最高血圧を判定する
最高血圧判定工程と。

該最高血圧判定後のカフ圧を前記所定値まで急減圧する
急減圧工程を備えることをその概要とする。

また本発明の自動血圧測定装置は、上記目的を達成する
ため、カフ圧を上昇させる加圧手段と、゛カフ圧を所定
速度で減少させる第１の減圧手段と、カフ圧を前記所定
速度より速い速度で減少させる第２の減圧手段と、カフ
圧を検出する圧力検出手段と、コロトコフ音を検出して
に音信号を出力するに音検出手段と、前記加圧手段付勢
中の前記に音信号をモニタして所定値を設定する設定手
段と、該加圧停止後の前記第１の減圧手段付勢中に検出
した前記に音信号を基に最高血圧を判定する最高血圧判
定手段と、該最高血圧判定により前記第２の減圧手段を
付勢し、カフ圧を前記所定値まで減少させる減圧制御手
段を備えることをその概要とする。

また好ましくは、前記設定手段はに音信号を基に最低血
圧値を予測できるときは、該最低血圧値に第１の圧力値
を加えた値を所定値とすることをその一態様とする。

また好ましくは、前記設定手段はに音信号をモニタして
最低血圧値を予測できないときは、最高血圧判定時のカ
フ圧より第２の圧力値を減じた値を所定値とすることを
その一態様とする。

−また好ましくは、前記加圧手段は液化ガスボンベを圧
力源とすることをその一態様とする。

［発明の実施例］以下、添付図面に従って本発明に好適なる一実施例を詳
細に説明する。

第１図は本発明に係る一実施例の自動血圧計を示すブロ
ック構成図である０図において、１は腕に巻かれたカフ
、２はコロトコフ音検出用のマイク、３はカフ圧を検出
及び制御するためカフ圧と？を置本体間を接続するパイ
プである０本体は大きく分けて３つの構成部分より成る
。４はカフ圧を検出及び制御する圧力制御部、５はコロ
トコフ音を検出するコロトコフ音検出部、６は８匠本体
の王制力を掌るセントラルブロセツシングユニット（Ｃ
Ｐ　Ｕ）である、更に７は被験者の最高最低血圧等を表
示する表示部であり通常は本体に常備されている。８は
同じく最高最低血圧等を記録する記録部であり長時間に
わたる自動測定をするような場合に接続される。

圧力制御部４は液化酸素又は液化炭酸ガス（Ｃ０２）等
を封入したボンベ、あるいは圧縮空気等を封入したボン
ベから成る圧力源９と、圧力源９出力のガス圧を一定に
調整するレギュレータ１０と、カフを加圧するための給
気弁１１と、カフ圧を一定速度（２〜３　ｍｍＨ４／５
ｅｅ）で減圧するための定排弁１２と、カフ圧を急速度
で減圧するための急排弁１３と、カブ圧を検出してｔ気
信号に変換する圧力センサ１４と、圧力センサ１４出力
のアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器
１５から成っている０本実施例装区が圧力源９にポンプ
類を用いない理由は加圧騒音を一切なくすためである。

また本実施例装近がポンプ類の代りにガスボンベを用い
る理由はカフ圧を上昇させるＶＡに無脈動の上昇特性が
容易に得られるからであり、カフ圧を直線上昇させる利
点は後述する説明により明らかとなろう、更にまた、好
ましくは液化ガスボンベを用いることにより小型軽量で
気化容量の極めて大きい圧力源９を得ることができ、こ
の場合、直径３０鳳鳳、長さ１２０■の００２液化ボン
ベを用いると、１００回程度の連続使用が可能で、ボン
ベは被験者の腰部等に負担にならないように設置可能で
ある。

＝ロトニフ音検出部５はマイク２で検出した微弱音信号
を前置増幅するアンプ１６と、該アンプ１６の出力信号
から各所定周波数成分を抽出して振幅を比較することに
よりコロトコフ音に相当する信号を分離し、これをパル
ス成形してに音信号ｋ（以下、Ｋ音ともいう）を出力す
るに音フィルタ１７と、圧力センサ１４の出力信号に含
まれる血管の脈圧振動の振幅信号成分を分離し、これを
パルス成形して脈同期信号ｍを出力する脈フイルり１８
から成っている。脈同期信号ｍはカフェに加えた圧力を
徐々に減少させる際にカフにより圧迫された血管の伸縮
運動を捕えたものであり、一般にこの信号はに音より早
く発現しかつ遅く消滅することが知られている。よって
この振幅信号成分を脈フィルタ１８で抽出し、Ｋ音検出
のためのゲート信号として使用することにより雑音の中
から微弱なに音を正確に検出している。

ＣＰＵ６は本実施例の処理プログラムを内蔵したＲＯＭ
と、該プログラムを実行するマイクロプロセッサと、デ
ータ処理に必要なＲＡＭと、処理データ入出力のための
ＰＩＯと、給排弁１１〜１３を駆動するトライ八回路等
を含み、該ＣＰＵ６のブロック中には前記処理プログラ
ムの実行により実現される各種の機能がブロック化して
示されている。これらの機能ブロックについて筒車−に
説明すると、１９はＣＰＵ６の１制御を掌る制御手段、
２０はＡ／Ｄ変換器１５出力のカフ圧検出信号Ｐを適時
読取ると共に、カフ内に所定の加圧、減圧状態を得べく
給排弁１１〜１３を制御する圧力制御手段、２１は脈同
期信号ｍ内で発現し消滅するに音信号ｋを調べ、被験者
の最高血圧と最低血圧を判定する血圧判定手段である。

第２図〜第５区は本実施例装Ｅの動作原理に係り、第２
図は血圧測定の典へ的な一工程を示す図である０図にお
いて、給気弁１１が開くとカフ圧はａ点よりｂ点に向は
迅速かつ無脈動に上昇を始める。ＣＰＵ６はこの区間に
に音をモニタし、最初のに音Ｐｋ、が現れた時点のカフ
圧をもって被験者の予測最高血圧ＰＲＥＩＩＩＡとする
。カフ圧が上昇するにつれほぼ一定の周期でに音Ｐｋ２
゜Ｐｋ３・・・が検出される。ＣＰＵ６はこの周期を基
に次にに音が現れるべき最大限の時間間隔ｔを求め、そ
の間隔内にに音があればこれを確認する。

壱かてカフ圧が被験者の最高血圧を越えるとに音は消滅
するが、ＣＰＵ６は最後のに音Ｐｋｎが現われた時点の
カフ圧をもって被験者の予測最高血圧ＰＲＥＳＹＳとし
、同時に所定時間りを待ってもに音が発生しないことに
より給気弁１１を閉じる。

この時点のカフ圧は、続く最高血圧の迅速な測定を可能
にする最適加圧点ｂ　（ＰＲＥＳＹＳ＋α）である０本
実施例では圧力源９に液化ガスボンベを使用しているの
でカフ圧の上昇に脈動成分を一切含まない、故にこの区
間はマイクに雑音が混入する心配もなく微弱なに音の検
出が正確に行なえる。

そこでカフ圧上昇中にに音の発現と消滅をモニタし、こ
れを基に被験者の最高血圧と最低血圧の目安を与え、以
下に述べるカフ減圧中の本計測工程を極めて効率良いも
のとしている。

次に定排弁１２が開くと力２圧はｂ点より０点に向は一
定速度（２〜３　ＢＨｇ／５ｅｃ）で減少する。

この区間にＣＰＵ６は前よりも厳密な方法でに音の発現
、消滅をモニタする。即ち、脈同期信号ｍとの論理積的
処理により真のに音信号を雑音から分離し、こうして最
初のに音に１が現れた時点のカフ圧をもって被験者の最
高血圧ＳＹＳとする。但しＣＰＵ６はこのことの確認の
ため最低３拍分のに音検出をもって最高血圧を判定して
いる。

最高血圧を判定すると急排弁１３を開き、カフ圧は０点
から急排目標値ｄ点（予測最低血圧ＰＲＥＤＩＡ＋β）
に向けて急減する。実際上この区間のに音検出は不必要
だからである。同時にＣＰＵ６はカフ圧検出信号ｐをモ
ニタし、カフ圧がｄ点に達すると急排弁１３を閉じる。

これによりカフ圧の減少は再び定排弁１２によるものと
なり前記同様の方法で厳密なに音検出が可能になる。こ
の区間にＣＰＵ６は少なくとも１個のに音を検出すれば
急排目標値ｄ点の圧力が最低血圧を上まわっていたこと
を確認できる。やがて力２圧が被験者の最低血圧よりも
下がるとに音も消滅するが、ＣＰＵ６はこのことの確認
ため最低２拍分の脈同期信号ｍ内にに音がないことをも
ってに音消滅を確認し、最後のに音ｋｍが現われた時点
のカフ圧をもって被験者の最低血圧ＤＩＡと判定してい
る。最低血圧を判定すると直ちに急排弁１３を開き、カ
フ圧はｅ点からｆ点に向けて急減し、一工程を終了する
。

以上述べた本実施例の一工程を従来のに音発現から消滅
までを連続的にモニタする工程（第２図中に一点釦点で
示す）と比較されたい、従来は。

一般に行われているように１５０〜２００　ｍａＨＨの
範囲内で一律に定められるｇ点まで加圧して後定積に入
るものであった。これに対して本実施例は被験者の最高
血圧ＳＹＳより僅かに高いｂ点を自動検出し、定積に入
るための最適加圧点の自動決定を行っている。これによ
り最高血圧の計測が直ちに行える利点がある。また従来
は加圧後のｇ点からｊ点に向けての定積中にに音の連続
的な計測を行っていた。これに対して本実施例は定積中
に最高血圧を判定した０点に至ると、直ちに急排して計
測の中抜きをし、更にｄ点からｅ点の定積中に最低血圧
を判定すると、もはや測定の一工程は終了する。′ 今、仮に加圧点が共にｂ点である場合を想定して本実施
例による計測工程と従来方法による計測工程との一計測
当りの時間差Δｔを考える。この場合の従来の計測工程
は同図中２点鎖線で示されている。ここでカフ圧の定積
速度を共にＰ　ａｘｍｍＨｇ／ｓｅｃとすると、被験者
の最高血圧ＳＹＳ及び最低血圧口ＩＡには相違がないか
ら、繭工程の一計測当りの時間差Δｔは Δｔ　＝　（５ＹＳ−ＤＩＡ　）　／Ｐｉ！！−（Ｔ　
Ｋ　２＋β／Ｐｅｘ）で表わされ、本実施例が極めて短時間の計測を行ってい
ることが解る。

第３図（ａ）及び（ｂ）は本実施例の最適加圧点すが決
定される詳細を示す図である。同図（ａ）において、カ
フ圧が上昇する際に最初のに音Ｐｋ、が検出されるとそ
の時点のカフ圧をもって被験者の予測最低血圧ＰＲＥＤ
ＩＡとすることは前に述べた。更に二つ目のに音Ｐｋ２
が検出されるとこの時点からに音発生周期の上限ｔが予
測可能になる、即ち、ＣＰＵ６は最初の周期１．を基に
遅くとも次のに音Ｐｋ２がｔ＝（１±γ）１＋以内に発
生することを予測できる。このγは心拍ゆらぎを多数被
験者のデータを抽出−比較することで決定される臨床学
的な経験則で決定される数値で、該実施例においては、
例えばγ＝０．１〜０．５の固定値が選択されているが
、ｔｎのスケールに応じた段階分けした値で良く、この
場合はテーブルに±Ｏ〜±０．５の値がγとして用意さ
れる。

長年の経験により被験者のに音発生周期が例え短時間に
大きく変動したとしても、上記γが適正値であればこれ
をカバーできる。そして現実にに音Ｐｋ２が発生したと
きは新たな周期ｔ２を基に遅くとも次のＫｇＰｋ３がｔ
＝（１±γ）ｔｚ以内に発生することを予測できる。勿
論、この場合にｔｌとｔｌどの平均をとってＫｇＰｋ３
発生の予測に用いてもよい、こうしてＰｋ３．Ｐｋ、と
続き、次の時間ｔ＝（１±γ）ｔ３以内にに音が発生し
ないときは直ちに給気弁１１を閉じ、この時点のカフ圧
をもって最適加圧点すとする。に音Ｐｋ４に対応するカ
フ圧ＰＲＥＳＹＳが被験者の最高血圧ＳＹＳと予測され
るからでる。

同図（ｂ）はカフ加圧中にに音１個しか検出されなかっ
た状態を示している。この場合は最初のに音Ｐｋ、の検
出をもってその時点のカフ圧を被験者の予測最低血圧Ｐ
ＲＥＤＩＡとはしない、最低血圧付近のに音は相対的に
微弱なために音が検出されずに失われたと考えられるか
らである。またこの場合はＰＲＥＤＩＡが決定されない
ので最高血圧判定後の急排目標値を求める圧力差を所定
値（例えば４０　ｍ＋ｓＨｇ）としている、脈圧振幅は
平均４０厘膳Ｈｇ程度あることが長年の臨床により確認
されているからである。更にまたこの場合は前述した時
間ｔなるものが求められないので現実の周期ｔ１の代り
に所定値（例えば１　、６５ｅｃ）をもって最適加圧点
すの決定をしている。所定値１．６ｓｅｃの値は脈拍が
３８　ｂｅａｔ　／■ｉｎの場合の最大周期を想定した
ものである。

更にに音が１個も検出されなかったときの安全策は同図
（ａ）及び（ｂ）に示す如＜ｂ′点の所定カフ圧Ｐａ（
例えば１５０〜２００層峠８）をもって上昇限度とする
ことである。ＣＰＵ６は適時カフ圧検出信号Ｐを読取る
ことでこのＦｄ１’＃を容易に行なえる。

第４図は被験者の血圧測定が１回の試行で正常に行なわ
れた場合を示すタイミングチャートである。、同図に示
すところの大部分は既に第２図の説明において述べた。

ここでは脈同期信号ｍとに音信号にとの関係について述
へる。脈同期信号ｍは前述した如くカフにより圧迫され
た血管の伸縮運動を捕えたものであり、一般にこの信号
はに音より早く発現しかつ遅く消滅することが知られて
いるから、本実施例ではカフ定積中の脈同期信号ｍ内で
発生したに音のみを真のに音信号と判足し、Ｋ音に混入
する雑音除去の目的で使用している。尚１本実施例では
採用していないがこの方法をカフ原圧時のに音検出に用
いてもよい。

第５図は被験者の血圧測定が１回の自動再試行により行
なわれた場合を示すタイミングチャートである０図にお
いて、カフ加圧から定積に移り、最高血圧ＳＹＳを決定
する０点までの工程は第２図に示したものと同様である
。第５図は予測最低血圧ＰＲＥＤＩＡが実際の最低血圧
ＤＩＡよりもかなり低かったため０点から急排目５Ｖｉ
ｄ’点（例えばＰＲＥＤＩＡ　＋　ｌ　Ｏｒａ罵Ｈｇ）
まで急排したときは既にカフ圧が最低血圧ＤＩＡを下ま
わってしまっている場合を示している。急排目標値の設
定に用いる定数β（実施例では１０　ｓ＋ｌｌＨｇを選
択）は１例えばＰＲＥＤＩＡからＤＩＡまでの測定時間
内にある血圧変動幅（ＤＩＡの標準偏差ＳＤ）を基準に
した場合に、２ＳＤをカバーする場合は６　ｍｍＨｇを
、３ＳＤをカバーする場合はｌ１０−５Ｈを選択するこ
とになる。さて、第５図の場合ＣＰＵ６はｄ′点からｅ
′点までの定積区間に脈同期信号ｍを２拍分計数するか
に音は検出されない、そこでこの時点（ｅ’点）のカフ
圧に約２０　ｔｒｒｍＨｇの加圧を行ないｄ′点までカ
フ圧を上昇させる。このときのカフ圧は経験的にほぼＰ
ＲＥＤＩＡ　＋　２０　ｍｍＨＨの値になることが図示
されている。従ってこの様な再試行を３回行えば結果と
してカフはＰＲＥＤＩＡ　＋　４０　ｍｒｘＨｇのとこ
ろまで加圧されることになり最低血圧口ＩＡを十分にカ
バーできる。脈圧振幅が乎均４０鳳ｍＨｇ程度あること
は前にも述べた０次にｄ　”点までカフ圧が上昇すると
再び定積に移る０図中この圧力は最低血圧（ＩＩＡをカ
バーしているから脈同期信号ｍ内にに音がいくつか検出
される。やがてカフ圧が被験者の最低血圧ＤＩＡよりも
下がるとに音も消滅するが、ＣＰＵ６はこのことの確認
ため最低２拍分の脈同期信号ｍ内にに音がないことをも
ってに音消減を確認し、最後のに音ｋｍが現われた時点
のカフ圧をもって被験者の最低血圧ＤＩＡと判定してい
る。最低血圧を決定すると直ちに急排弁１３を開ま、カ
フ圧はｅ点からｆ点に向けて急減し、一工程を終了する
。

第６図〜第９図は上述した動作原理に従って制御を実行
する本実施例装置のプログラム制御手順に係り、第６図
は血圧測定一工程の制御手順を示すフローチャートであ
る。ステップＳ１では給気弁１１を開き、ステップ５ｉ
ｏｏでは最適加圧制御処理を実行する。最適加圧制御処
理の詳細は後述するが、カフの最適加圧点すを決定する
処理である。該処理から戻ると、ステップＳ２では給気
弁１１を閉じ、ステップＳ３では定排弁１２を開く、該
加圧後の定積中にステップ５２００では最高血圧判定処
理を行ない、ステップＳ４では最高血圧を表示する。最
高血圧が判定されると直ちにステップＳ５で急排弁１３
を開き、カフ圧を急減させる。ステップＳ６では前記最
適加圧制御処理において予測最低血圧ＰＲＥｎＩＡが決
定されたか否かを判別する。該判別がＹＥＳならステッ
プＳ７でカフ圧が急排目標イ直（ＰＲＥＤＩＡ　＋　１
０　ｍｍＨ３）まで下るのを待つ、また該判別がＮｏの
ときはステップＳ８に進み代りの急排目標値（急排開始
圧−４０ｍｍＨｇ）まで減圧されるのを待つ、目標値に
達すると、ステップＳ９では急排弁１３を閉じ、そのま
まの状態で定積に移ることができる。勿論、前述した急
排中に定排弁１２を閉じておく制御でもよい、ステップ
５１０ではリトライカウンタＲＣをＯに初期化する。リ
トライカウンタＲＣは最低血圧測定の試行が１回でうま
くいかない場合の再試行回数を計数するカウンタである
。該急排後の定積中に、ステップ５３００では最低血圧
判定処理を実行する。該処理から戻る条件は２拍分の脈
同期信号ｍ内にに音が検出されなかった場合である。ス
テップＳｌｌではに音カウンタＫＣの値を調べ、ＫＣが
Ｏでないときは１以上のに音検出があったことを示し、
フローはステップ５１２に進み最低血圧を表示して一工
程を終了する。しかしステップＳｌｌの判別でＫＣがＯ
ときは再試行が必要であり、フローはステップ５１３に
進んでリトライを３回行ったか否かを調べる。３回行っ
ていればステップ３２０に進みエラー処理となる。しか
し３回行っていなければステップＳ１４に進みリトライ
カウンタＲＣの内容に＋１する。

ステップＳ１５．Ｓ１６では定排弁１２を閉じ、給気弁
１１を開く、ステップＳ１７ではカフ圧が加圧開始圧＋
２０１鳳Ｈｇになるのを待つ、ステップＳｌＢ、Ｓ１９
では給気弁１１を閉じ、定排弁１２を開き、更にステッ
プ５３００に戻って最低血圧判定処理を実行する。

第７図は最適加圧制御処理手順を示すフローチャートで
ある。ステップ５１０１では一連の初期化処理を行なう
、即ち、に音カウンタＫＣは０に、圧力レジスタＰＲは
カフ加圧の上限値Ｐａに、タイマレジスタＴＲは定数１
．８ｓｅｃに、Ｋ音検出フラグＫＦはＯに初期化される
。に音検出フラグＫＦはに音信号にの立上で論理１にな
り、ＣＰＵ６がこれをセンスするとリセットされるフラ
グである。ステップ５１０２ではカフ圧検出信号Ｐが加
圧リミツｈＰＲ（この場合は上限値Ｐａ）に達したか否
かを判別する。達していなければステップ５１０３でタ
イマｔがタイムアウトしたか否かを判別する。タイマは
先行するに音から所定時間内に次のに音があるか否かを
検出するためのものであり、最初は付勢されない、よっ
てフローはステップ３１０４に進みに音カウンタＫＣを
調へる。一つ目のに音Ｐｋ、がみつかるまではＫＣはＯ
である。フローはステップ５１０７に飛び、Ｋ音検出フ
ラグＫＦを調べる。ＫＦが１でなければステップ５１０
２に戻り、最初のに音発生まで上述のループを繰り返す
、ステップ５１０７の判別でに音がみつかると、ステッ
プ５１０８に進みそのときのカブ圧検出信号ｐの値を予
測血圧メモリ（ＰＲＥメモリ）に格納しておく、後に予
測最低血圧ＰＲＥＤＩＡとして使用するからである。ス
テップ５１０９ではＫＣを＋１する。ステップ５１１０
ではＫＣが２以上か否かを判別する。ＫＣが２より小ざ
いときは次のに音が発生する周期の上限Ｅを計算できな
いのでステップ５１１２に進みタイマを付勢する。

再びステップ５１０２では加圧リミットか否かを調べ、
満足しなければステップ５１０３でタイムアウトか否か
を調べる。この時点ではＴＲに定数１．６ｓｅｃが入っ
ており、それまでに次のに音がないときはタイムアウト
と判断され、処理を抜け。

カフ加圧中にに音が一つしか検出されなかった場合の最
適加圧点すを決定する。またタイムアウト前であればフ
ローはステップ５１０４に進みＫＣを調べる。に音が一
つ以１発生していれば常にスーテップ５１０５に進み、
雑音からに音を分離する処理が行われる。Ｅ］も、ステ
ップ５１０５ではタイマが３００ｍ５以上か否かを判別
し、先行するに音から３００ｍ５以内（心拍数２００　
ｂｅａｔ／ｓｉｎ以上に相当する）には次のに音が発生
しない経験則を利用してそれ以前のに音信号を無視する
。ステップ５１０６ではタイマｔが１．６ｓｅｃを越え
ているか否かを調べ、先行するに音から１．６ｓｅｃを
越えるところ（心拍数３８　ｂｅａｔ／ｗｉｎ以下に相
当する）には次のに音が発生しない経験則を利用してそ
れ以後のに音信号を無視する。よってステップ５１０５
．５１０６を共に満足する範囲内でのみに音が調べられ
、ステップ５１０７でに音が検出されるとステップ５１
０８でその時点りカフ圧ｐをメモリに格納し、ステップ
５１０９でＫＣを＋　ｉし、ステップ５１１０でＫＣを
調べる。ＫＣが２以上になると１次にに音が発生すべき
周期の上限を計算できることになる。フローはステップ
５１１１に進み１時間レジスタＴＲに（１±γ）Ｌをセ
ットする。これまでＴＲは定数１．８ｓｅｃを含んでい
たが、次の時点からは直前の周期ｔに（１±γ）倍した
値が使用され、被験者の状態に即した更に迅速かつ正確
な本測定のための最適加圧制御が行われる。ステップ５
１１２では再びタイマがスタートされ、ステップ５１０
２に戻る。やがてに音が消滅するとステップ５１０３で
タイムアウトが検出され、処理を抜け、カフ加圧中にに
音が二つ以上検出された場合の最適加圧点すを決定する
。

第８図は最高血圧判定処理手順を示すフローチャートで
ある。ステップ５２０１では一連の初期化処理を行なう
、即ち、脈カウンタＭＣは０に、Ｋ音カウンタはＯに、
圧力レジスタＰＲは減圧の下限値Ｐｂに、脈検出フラグ
ＭＦはＯに、に音検出フラグは０に初期化される。下限
値Ｐｂは、例えばそれ以下ではＩ＆？：ｆＩ血圧の存在
し得ないような値である。脈検出フラグＭＦは脈同期信
号ｍの立上りを検出したときに論理１となり、ＣＰＵ６
がこれをセンスするとリセットされるフラグである。ス
テラＰＳ２０２でカフ圧が減圧リミットを越えたときは
ステップ２１４に進みエラー処理する。しかしこのよう
な状態は実際上はとんど起こらない、ステップ５２０３
では脈カウンタＭＣを調べる。ステップ５２０４〜５２
０６の処理は対象が脈同期信号ｍである以外は第７図の
ステップ５１０４〜５１０６で述べたものと同様である
。

ステップ３２０６では脈検出フラグＭＦｔ−調べ、敢初
のＭＦがみつかるまでは以上のループを繰り返す、最初
のＭＦがみつかると、ステップ５２０７でに音フラグＫ
Ｆを調べる。ＫＦが検出されればステップ５２０８でそ
の時点のカフ圧Ｐをメモリに格納し、ステップ５２０９
でＫＣを＋１する。：！たに音が検出されない間はステ
ップ５２１０に進み、生の脈同期信号ｍのレベルを調べ
る。

該信号レベルが論理１である間はに音検出を繰り返す、
脈同期信号ｍ内のに音のみを検出することにより雑音を
除去するためである。やがて脈同期信号ｍのレベルが論
理Ｏになるとステップ５２１１に進み、ＭＣに＋１する
。ステップ５２１２ではＫＣを調へ、ＫＣ＝３なら最高
血圧ＳＩＳを決定し、処理を抜ける。またＫＣが３より
小さいときはステップ５２１３でタイマを付勢し、ステ
ップ５２０２に戻る。以後の処理は第７図で述べたもの
と同様であるので説明を省略する。

第９図は最低血圧判定処理手順を示すフローチャートで
ある。ステップ５３０１では一連の初期化処理を行なう
、圧力レジスタＰＲは更に低い減圧の下限値Ｐｃに初期
化される。他は第８図のステップ５２０１と同様である
。更にステップ５３０２〜ステツプ５３０７までの処理
は、第８図のステップ５２０２〜ステツプ５２０７まで
の処理と同様であり、説明を省略する。

さて、ステップ５３０７でに音フラグＫＦを検出すると
、ステップ５３０８でその時点のカフ圧Ｐをメモリに格
納し、ステップ５３０９でＫＣを＋１し、ステップ５３
１０でＭＣをリセットする。最低血圧は、少なくとも１
のＫＦが検出された後に、連続して２拍分のＭＦのみが
検出されることをもって判定しているから、ＫＦ検出後
はＭＣをリセットしている。また、ステップ３３０７で
に音が検出されないのにステップ５３１１で脈同期信号
ｍのレベル論理Ｏを検出すると、フローはステップ５３
１２に進みＭＣを＋１する。

このルートを通ったときは脈同期信号ｍ中にに音が発生
しない状態を示している。ステップ５３１３ではＭＣが
２か否かを調べる。ＭＣが２であれば処理を抜ける。ま
たＭＣが２より小さいときはステップ５３１４でタイマ
を付勢し、ステップ５３０２に戻る。以後の処理は第７
図又は第８図において述べたものと同様である。

尚、本願装置全体は小型番軽量であり、前述した如く、
ボンベを被験者が腰部等に携行することによって寝たき
りの被験者以外でも、通常生活に支障のないように被験
者が装を全体を携行可能である。従って、例えば丸−日
のデータを３０分おきに計測することが、被験者が所定
の場所に赴くことなしに可能となる。この場合、前述し
たＣＰＵ等に内蔵したタイマ手段が所定の時刻毎に計測
開始を制御することになる。この際、最初の計測時刻が
ＯＯ時Ｏｏ分といった区切の惑い時間である場合には、
以後のデータ収集時刻を区切の良い００時、又は００時
３０分とするようにすることもある。何となれば、こう
することによって、被験者の計測に対する受入体制も整
い易く、多数被験者のデータ比較も同一時間軸で行なえ
て、変動パターン、再現性の検討も容易となる。

［発明の効果］以上述べた如く本発明によれば、最高血圧判定の後、最
低血圧付近までの定積計測工程を中抜きするから迅速か
つ正確な血圧測定が行なえ、従来不可能であった短時間
の血圧変動を捕える高速血圧測定が回旋になる。

また本発明によれば、加圧源にダイヤフラム式ポンプや
ピストン式ポンプ等の脈動源、騒音源を一切使用しない
からカフ圧を無脈動（直線的）に上昇させることができ
る。よってカフ加圧時のコロトコフ音の発現、削減が正
確に検出でき、これを基に最低血圧の予測が正確に行な
え、信頼性の高い中抜きが行なえる。しかも騒音発生源
がないので周囲の患者にストレスを与えることもないし
、夜間のＭ統０足をしても長期血圧モニタ患者が眠りか
らさめることもなく、睡眠中の血圧動態を正確に捕える
ことができる。

また本発明によれば、加圧源に液化ガスボンベを使用す
るから装置が小型軽量化でき、しかも気化容量が大きい
から装置を携帯型とした場合でも長時間の使用に耐える
。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る一実施例の自動血圧計を示すブロ
ック構成図、第２図は血圧測定の典型的な一工程を示す図、第３図（
ａ）及び（ｂ）は本実施例の最適加圧点すが決定される
詳細を示す図、第４図は被験者の血圧測定が１回の試行で正常に行なわ
れた場合を示すタイミングチャート、第５図は被験者の
血圧測定が１回の自動再試行により行なわれた場合を示
すタイミングチャート第６図は血圧測定一工程の制用手順を示すフローチャー
ト、第７図は最適加圧制御処理手順を示すフローチヤード。第８図は最高血圧判定処理手順を示すフローチャート、第９図は最低血圧判定処理手順を示すフローチャートで
ある。ここで、１・・・カフ、２・・・マイク、３・・・パイ
プ、４・・・圧力制御部、５・・・コロトコフ音検出部
、６・・・セントラルプロセツシングユニット（ＣＰＵ
）、７・・・表示部、８・・・記録部である。特許　出願人　　株式会社コパルタケダメディカル・研
究所第３図（０）坪量□ 第３図（ｂ）吟開□ 手続補正書昭和６０年３月５日特　　許　　庁　　長　　官　　殿１、事件の表示特願昭５９−２００５０４号２、発明の名称自動血圧測定方法及びその装置３、補正をする者事件との関係　　特許出願人・　　株式会社コパルタケダメディカル研究所４、代　
　　理　　　人　　　〒１０５東京都港区虎ノ門１−２
−１２５補正の対象発明の詳細な説明の欄６、？１１正の内容（１）明細書第１９頁第２行目のｒＰｋ、ＪをｒＰｋ３
Ｊ　と籠正する。（２）明細書第１９頁第１３行目のｒＰｋ、Ｊを「Ｐｋ
３」と補正する。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）カフ加圧中のコロトコフ音信号をモニタして所定
値を設定する設定工程と、該加圧停止後のカフ定速減圧
中に検出したコロトコフ音信号を基に最高血圧を判定す
る最高血圧判定工程と、該最高血圧判定後のカフ圧を前
記所定値まで急減圧する急減圧工程を備えることを特徴
とする自動血圧測定方法。
（２）カフ圧を上昇させる加圧手段と、カフ圧を所定速
度で減少させる第１の減圧手段と、カフ圧を前記所定速
度より速い速度で減少させる第２の減圧手段と、カフ圧
を検出する圧力検出手段と、コロトコフ音を検出してＫ
音信号を出力するＫ音検出手段と、前記加圧手段付勢中
の前記Ｋ音信号をモニタして所定値を設定する設定手段
と、該加圧停止後の前記第１の減圧手段付勢中に検出し
た前記に音信号を基に最高血圧を判定する最高血圧判定
手段と、該最高血圧判定により前記第２の減圧手段を付
勢し、カフ圧を前記所定値まで減少させる減圧制御手段
を備えることを特徴とする自動血圧測定装置。
（３）設定手段はＫ音信号を基に最低血圧値を予測でき
るときは、該最低血圧値に第１の圧力値を加えた値を所
定値とすることを特徴とする特許請求の範囲第２項記載
の自動血圧測定装置。
（４）設定手段はＫ音信号をモニタして最低血圧値を予
測できないときは、最高血圧判定時のカフ圧より第２の
圧力値を減じた値を所定値とすることを特徴とする特許
請求の範囲第２項又は第３項記載の自動血圧測定装置。
（５）加圧手段は液化ガスボンベを圧力源とすることを
特徴とする特許請求の範囲第２項記載の自動血圧測定装
置。