JP2002360526A - 心機能評価機能付き血圧測定装置 - Google Patents

心機能評価機能付き血圧測定装置

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Abstract

(57)【要約】 【目的】 心機能および血圧を測定するための装置の装
着が容易となる心機能評価機能付き血圧測定装置を提供
する。 【解決手段】上腕部１４に装着するカフ１２の上流端に
圧脈波センサ２８をそのカフ１２に一体的に設け、カフ
１２によって上腕部１４が止血されているときにその圧
脈波センサ２８により圧脈波を検出する。この圧脈波は
大動脈圧波形と同じ形状であることから、駆出時間決定
手段（心機能パラメータ算出手段）により、その圧脈波
の立ち上がり点とダイクロティックノッチとの時間差か
ら駆出時間ETを算出することができる。従って、駆出時
間ETを算出するためには、圧脈波センサ２８を一体的に
備えたカフ１２を上腕部１４に装着するだけでよく、ま
た、血圧BPもそのカフを用いて測定できるので、心機能
および血圧を測定するための装置の装着が容易となる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、心機能評価機能を
備えた血圧測定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】循環器系の状態を診断するためには、血
圧を測定することが一般的である。しかし、心臓は循環
器の一つではあるが、血圧だけでは心機能を評価は困難
である。そこで、血圧とともに心機能を評価することが
必要となる場合もある。
【０００３】ところで、生体の心機能を評価するために
は、心臓から実際に血液が駆出されている時間である駆
出時間、心筋の活動開始から実際に血液が駆出されるま
での時間である前駆出時間、心臓の機械的な効率である
心機械効率などの心機能パラメータを算出することが行
われ、また、それら心機能パラメータは大動脈圧波形に
基づいて算出することができる。たとえば、駆出時間
は、大動脈圧波形の立ち上がり点からダイクロティック
ノッチまでの時間から算出することができ、また、前駆
出時間は心電図のＱ波の発生時点から大動脈圧波形の立
ち上がり点が発生するまでの時間から算出することがで
きる。
【０００４】しかし、大動脈圧波形は、非侵襲で直接検
出することが困難であることから、他の部位で動脈圧波
形を測定し、その測定した動脈圧波形から大動脈圧波形
を推定して、その推定した大動脈圧波形に基づいて前記
心機能パラメータを算出する心機能評価装置が提案され
ている。たとえば、本出願人が先に出願して公開された
特開平１１−１１３８６０号公報、特開２０００−３３
９１０号公報、特開２０００−３３３９１１号公報にそ
れぞれ記載された装置がそれである。これらの公報に記
載された装置では、手首で検出した橈骨動脈圧波形に基
づいて大動脈圧波形を推定し、その推定した大動脈圧波
形を用いて心機能パラメータを算出している。また、上
記公報に記載された装置では、心機能パラメータの算出
とともに血圧も測定することができる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかし、上記公報に記
載された装置では、上腕にカフを装着し、圧脈波センサ
を内部に備えた圧脈波検出プローブを手首に装着し、生
体の所定部位に心電図検出用の複数の電極を貼着し、さ
らに心音マイクロホンを心臓の近傍に配置する必要があ
るので、それらを生体に装着することは比較的面倒であ
る。そのため、血圧を測定するとともに心機能を評価す
ることがより容易に行える装置が望まれている。特に現
在では在宅医療が重要となりつつあることから、家庭で
も簡便に血圧とともに心機能を測定できる装置が望まれ
ている。
【０００６】本発明は以上の事情を背景として成された
ものであって、その目的とするところは、心機能および
血圧を測定するための装置の装着が容易となる心機能評
価機能付き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】本発明者は上記目的を達
成するために種々検討を重ねた結果、以下の知見を見い
だした。すなわち、血圧測定に用いられるカフなどで上
腕部を止血しているときは、その止血部位の上流側で検
出される圧脈波は大動脈圧波形と同じ形状であることか
ら、カフが装着されたときにそのカフの上端に位置する
ように、圧脈波センサをそのカフに一体的に備え、カフ
によって上腕部が止血されているときにその圧脈波セン
サによって圧脈波を検出すれば、血圧を測定するカフを
装着すると同時に大動脈圧波形を検出するためのセンサ
を装着することができるとの知見を見いだした。本発明
はかかる知見に基づいて成されたものである。
【０００８】すなわち、前記目的を達成するための請求
項１に係る発明は、生体の上腕部への圧迫圧力を変化さ
せるカフを備え、該カフの圧迫圧力を所定の徐速変化速
度で変化させて該生体の血圧値を測定する形式の血圧測
定装置であって、(a)前記カフにより前記上腕部を止血
させる止血手段と、(b)前記カフによって止血される部
位よりも上流側で発生する圧脈波が検出可能なように該
カフに一体的に設けられた圧脈波センサと、(c)前記止
血手段により前記カフが前記上腕部を止血している状態
において該圧脈波センサによって検出される圧脈波に基
づいて、前記生体の心機能に関連する心機能パラメータ
を算出する心機能パラメータ算出手段とを含むことを特
徴とする。
【０００９】
【発明の効果】この発明によれば、圧脈波センサは、カ
フによって上腕部が止血される部位よりも上流側で発生
する圧脈波を検出することから、止血手段によりカフが
上腕部を止血している状態で圧脈波センサにより検出さ
れる圧脈波の波形は、大動脈圧波形と同じ波形である。
従って、心機能パラメータ算出手段により、その圧脈波
に基づいて心機能パラメータを算出することができる。
また、血圧も上腕部に装着されたカフを用いて測定でき
る。従って、心機能パラメータおよび血圧を測定するた
めに生体に装着する装置が少なくなるのでその装着が容
易になる。
【００１０】また、前記目的を達成するための請求項２
に係る発明は、前記心機能パラメータ算出手段は、前記
圧脈波センサによって検出される圧脈波の立ち上がり点
とダイクロティックノッチとの時間差から駆出時間を算
出するものであることを特徴とする。
【００１１】この発明によれば、駆出時間はカフに一体
的に設けられた圧脈波センサによって検出される圧脈波
のみから算出でき、圧脈波以外の生体信号を検出するた
めに他のセンサを装着する必要がないので、心機能パラ
メータを測定するための装置の装着が容易になる。
【００１２】また、前記目的を達成するための請求項３
に係る発明は、前記生体の所定部位に装着される複数の
電極を備え、その電極を介して心筋の活動電位を示す心
電信号を検出する心電計をさらに備え、前記心機能パラ
メータ算出手段は、その心電計によって心電図のＱ波が
検出された時間と、前記圧脈波センサによって圧脈波の
立ち上がり点が検出された時間との時間差を前駆出時間
として算出するものであることを特徴とする。
【００１３】前述の特開平１１−１１３８６０号公報に
記載された装置では、駆出時間を測定するためには、カ
フ、圧脈波センサおよび心音マイクロホンを生体に装着
することを必要とし、前駆出時間を測定するためには、
さらに心電計に備えられた複数の電極を生体に装着する
必要があったが、この発明によれば、駆出時間および前
駆出時間を測定するために生体に装着する装置は、カフ
および複数の電極だけでよい。
【００１４】ここで、好ましくは、前記止血手段は、カ
フの圧迫圧力を上腕部が止血できる圧力として予め設定
された止血圧力まで急速に昇圧させた後、その止血圧力
を所定時間維持し、続いて、カフの圧迫圧力を前記徐速
変化速度で徐速降圧させるものである。このようにすれ
ば、カフの圧迫圧力が止血圧力に維持されている間に前
記圧脈波センサに検出される圧脈波に基づいて前記心機
能パラメータを算出することができ、且つ、カフの圧迫
圧力が徐速降圧させられる過程で血圧値を測定すること
ができるので、カフの圧迫圧力を一度昇圧するだけで血
圧値と心機能パラメータが算出できる。
【００１５】
【発明の実施の形態】以下、本発明の好適な実施の形態
について図面を参照しつつ詳細に説明する。図１は、心
機能評価機能付き血圧測定装置１０の構成を示すブロッ
ク図である。
【００１６】図において、１２はカフであって、たとえ
ば患者の右腕の上腕部１４に巻回される。上記カフ１２
は、そのカフ１２の展開図である図２に示すように、帯
状の腕帯袋１６によって全体が覆われている。この腕帯
袋１６は、伸展性がなく且つ比較的剛性の高い布製であ
り、長手方向長さは上腕の血圧測定に用いられる一般的
なカフと同じ長さであり、幅方向長さは上記一般的なカ
フよりも後述する小カフ２０の幅方向長さ分だけ長くさ
れている。
【００１７】腕帯袋１６の内部には、長手方向が上腕部
１４の周囲長と略同程度の長さ（たとえば２４cm）とさ
れた大カフ１８および小カフ２０が設けられている。こ
れら大カフ１８および小カフ２０は、ゴム製の袋であ
る。大カフ１８は血圧測定用であり、大カフ１８の幅方
向長さは、上腕の血圧測定に用いられる一般的なカフに
備えられたゴム嚢と同じ大きさとされている。小カフ２
０は後述する圧脈波センサ２８を上腕部１４に適当な押
圧力で押圧するためのものであり、小カフ２０の幅方向
長さは、大カフ１８の幅方向長さよりも短く、例えば２
cm程度とされている。それら大カフ１８と小カフ２０と
は、長手方向の一辺が互いに接するように配置されてお
り、カフ１２が上腕部１４に巻回された状態では小カフ
２０はカフ１２の巻き軸方向上端に位置する。また、大
カフ１８および小カフ２０は、それらの内部へ空気を導
入するための配管２２、２４とそれぞれ連通させられて
いる。
【００１８】また、腕帯袋１６には、カフ１２が上腕部
１４に巻回されたときに内周面となる側であって、カフ
１２が上腕部１４に巻回されたときに小カフ２０によっ
て圧迫される位置に、幅方向長さが小カフ２０と略同じ
可撓性基板２６が固設されている。さらに、その可撓性
基板２６には、４つの圧脈波センサ２８がカフ１２の長
手方向に一直線上に固定されている。また、それら圧脈
波センサ２８の間の隙間は比較的狭く、たとえば、0.9m
mとされている。このようにカフ１２に圧脈波センサ２
８が一体的に備えられているので、カフ１２を上腕部１
４に装着すれば、圧脈波センサ２８が同時に上腕部１４
に装着される。また、圧脈波センサ２８は、カフ１２の
内周面において小カフ２０によって圧迫される位置に設
けられており、小カフ２０は大カフ１８よりも上流側に
位置するので、大カフ１８によって上腕部１４が止血さ
れた状態では、圧脈波センサ２８には止血部位よりも上
流側で発生する圧脈波が検出される。
【００１９】図３は、上記圧脈波センサ２８の平面図で
ある。圧脈波センサ２８の押圧面３０は、単結晶シリコ
ンなどから成る半導体チップによって形成され、カフ１
２の長手方向（図３の横方向）における長さが、たとえ
ば１３mm程度とされている。その押圧面３０には、多数
の半導体感圧素子（すなわち圧力検出素子）３２が一定
の間隔でカフ１２の長手方向に一直線上に配列されてお
り、本実施例の圧脈波センサ２８では、１５個の半導体
感圧素子３２が0.2mm間隔で配列されている。
【００２０】図１に戻って、大カフ１８には、配管２２
を介して、圧力センサ３４、排気制御弁３６、および空
気ポンプ３８がそれぞれ接続されている。排気制御弁３
６は、大カフ１８内への圧力の供給を許容する圧力供給
状態、大カフ１８内を徐々に排圧する徐速排圧状態、大
カフ１８内を急速に排圧する急速排圧状態、および大カ
フ１８内の圧力を維持する圧力維持状態の４つの状態に
切り換えられるように構成されている。
【００２１】圧力センサ３４は、大カフ１８内の圧力PK
1を検出してその圧力PK1を表す第１圧力信号SP1を図示
しない増幅器を介してローパスフィルタ４０およびハイ
パスフィルタ４２へそれぞれ供給する。上記ローパスフ
ィルタ４０は圧力信号SP1に含まれる定常的な圧力すな
わち大カフ１８の圧迫圧力を表すカフ圧信号SK1を弁別
してそのカフ圧信号SK1をA/D変換器４４を介して演算制
御装置４６へ供給する。一方、ハイパスフィルタ４２に
供給された第１圧力信号SP1は、たとえば0.8Hz以上の周
波数成分のみが通過させられて図示しない増幅器を介し
てローパスフィルタ４８に供給される。ローパスフィル
タ４８は、たとえば10.8Hz以下の周波数成分のみを通過
させる。ローパスフィルタ４８を通過させられた信号
は、圧力信号SP1の振動成分であるカフ脈波信号SWを表
し、このカフ脈波信号SWはA/D変換器５０を介して演算
制御装置４６へ供給される。
【００２２】小カフ２０には、圧力センサ５２、調圧弁
５４、および空気ポンプ５６が配管２４を介してそれぞ
れ接続されている。圧力センサ５２は小カフ２０内の圧
力PK2を表す第２圧力信号SP2をA/D変換器５８を介して
演算制御装置４６へ供給する。調圧弁５４は、空気ポン
プ５６からの圧力空気を演算制御装置４６からの信号に
従って調圧して小カフ２０へ供給する。
【００２３】マルチプレクサ６０は、演算制御装置４６
からの切替信号SCに従って、４つの圧脈波センサ２８に
それぞれ1５個ずつ合計６０個備えられた半導体感圧素
子３２から出力される圧脈波信号SMを、所定の時間ずつ
順次、増幅器６２へ出力する。EPROM(erasable program
mable ROM)６４には、上記６０個の半導体感圧素子３２
の相互のセンサ感度差をなくすための補正信号が半導体
感圧素子３２毎に記憶されており、上記切替信号SCに従
うことによってマルチプレクサ６０に同期させられて、
マルチプレクサ６０によって読み込まれた圧脈波信号SM
を出力している半導体感圧素子３２に対応する上記補正
信号をD/A変換器６８に出力する。
【００２４】前記増幅器６２によって増幅された圧脈波
信号SMとともに上記D/A変換器６８によってアナログ信
号に変換された補正信号が増幅器７０に供給されること
によって、圧脈波信号SMは一定のセンサ感度によって検
出されたものに補正される。そして、その補正された圧
脈波信号SMはA/D変換器７２を介して演算制御装置４６
の図示しないI/Oポートに供給される。
【００２５】心電計７４は、生体の表皮上においてその
生体の心臓を挟むように位置する部位に貼り付けられる
複数の電極７６を備え、その電極７６を介して心筋の活
動電位を検出し、その心筋の活動電位を表す心電信号SE
をA/D変換器７８を介して演算制御装置４６へ供給す
る。
【００２６】演算制御装置４６は、CPU８０、ROM８２、
RAM８４等を備えた所謂マイクロコンピュータであり、C
PU８０はROM８２に記憶されたプログラムに従いつつRAM
８４の記憶機能を利用して信号処理を実行することによ
り、血圧測定のための排気制御弁３６および空気ポンプ
３８の制御、圧脈波信号SM検出のための調圧弁５４およ
び空気ポンプ５６の制御、血圧値BPの決定、心機能パラ
メータの算出などを行い、その決定した血圧値BPや心機
能パラメータを表示器８６に表示する。
【００２７】図４は、上記演算制御装置４６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４におい
て、止血手段としても機能する大カフ圧制御手段９０
は、排気制御弁３６および空気ポンプ３８を制御して、
大カフ１８の圧迫圧力を上腕部１４が完全に止血できる
圧力として予め設定された止血圧力PM1（たとえば180mm
/Hg程度）まで急速に昇圧した後、その圧迫圧力を止血
圧力PM1にて一拍乃至数拍分程度の時間維持し、続いて
その圧迫圧力を２〜３mmHg/sec程度の速度で徐速降圧さ
せ、次述する血圧値決定手段９２によって血圧値BPが決
定された後にその圧迫圧力を大気圧まで排圧する。
【００２８】血圧値決定手段９２は、上記カフ圧制御手
段９０によって大カフ１８の圧迫圧力が徐速降圧させら
れる過程で得られたカフ脈波信号SWの変化に基づいて、
よく知られたオシロメトリック法によって生体の最高血
圧値BP(SYS)、平均血圧値BP(MEAN)、最低血圧値BP(DIA)
を決定し、その決定した最高血圧値BP(SYS)等を表示器
８６に表示する。
【００２９】小カフ圧制御手段９４は、圧力センサ５２
からの第２圧力信号SP2に従って調圧弁５４および空気
ポンプ５６を制御して、小カフ２０内の圧力PK2を予め
設定された所定の目標圧力PM2にまで昇圧し、その圧力
を維持する。上記目標圧力PM2は、圧脈波センサ２８に
よって圧脈波が感度良く検出される圧迫圧力として実験
に基づいて決定される。なお、小カフ圧制御手段９４に
よる小カフ２０の圧力PK2の制御は、大カフ１８の圧迫
圧力が前記大カフ圧制御手段９０によって制御されて上
腕部１４が止血させられているときに実行される。
【００３０】最適素子決定手段９６は、４つの圧脈波セ
ンサ２８に備えられた６０個の半導体感圧素子３２か
ら、圧脈波を検出するのに最も適した半導体感圧素子３
２（以下、これを最適検出素子Aという）を一つ決定す
る。図５は、カフ１２が上腕部１４に巻回された状態を
示す断面図であるが、図５に示すように、各圧脈波セン
サ２８の押圧面３０に備えられている半導体感圧素子３
２と上腕部１４内の上腕動脈９８との距離は半導体感圧
素子３２毎に異なるので、上腕動脈９８に近い半導体感
圧素子３２すなわち上腕動脈９８の真上あるいはその付
近に位置する半導体感圧素子３２を、最も感度良く圧脈
波を検出できる最適検出素子Aに決定することが好まし
い。図６は、各半導体感圧素子３２と、その半導体感圧
素子３２によって検出された圧脈波信号SMの振幅の大き
さとの関係を例示する図である。なお、図６において横
軸の半導体感圧素子番号とは、一直線上に配列された半
導体感圧素子３２の一方の端からの順番である。相対的
に上腕動脈９８に近い半導体感圧素子３２によって検出
される圧脈波信号SMの振幅は、相対的に上腕動脈９８か
ら遠い半導体感圧素子３２によって検出される圧脈波信
号SMに比較して大きくなるので、最適素子決定手段９６
は、たとえば、図６に示す関係において相対的に振幅の
大きい圧脈波信号SMを検出した半導体感圧素子３２、特
に好ましくは最大振幅を検出した半導体感圧素子３２を
最適検出素子Aに決定する。
【００３１】駆出時間算出手段１００は、大カフ圧制御
手段９０によって大カフ１８の圧迫圧力が前記止血圧力
PM1に制御されているとき、すなわち、大カフ１８によ
って上腕部１４が止血されているときに、上記最適検出
素子Aによって検出される圧脈波に基づいて、左心室か
ら血液が駆出されている駆出時間ET(Ejection Time)を
算出する。大カフ１８によって上腕部１４が止血されて
いる状態では、その大カフ１８よりも上流側に装着され
ている圧脈波センサ２８に検出される圧脈波は、大動脈
圧波と考えることができる。また、図７の大動脈、左心
房および左心室の圧力と心電図とを概略的に示す図にも
示すように、駆出時間ETは、大動脈圧波形の立ち上がり
点の発生時間とダイクロティックノッチの発生時間との
時間差から算出することができる。従って、大カフ１８
によって上腕部１４が止血されているときに最適検出素
子Aによって検出される圧脈波に基づいて駆出時間ETが
算出できる。なお、駆出時間ET は心機能パラメータで
あることから、駆出時間算出手段１００は心機能パラメ
ータ算出手段として機能する。
【００３２】前駆出時間算出手段１０２は、大カフ１８
によって上腕部１４が止血されているときに前記最適検
出素子Aによって検出される圧脈波および心電計７４か
ら供給される心電信号SEを用い、上記圧脈波において立
ち上がり点が発生した時間と上記心電信号SEが表す心電
図においてＱ波が発生した時間との時間差を、左心室の
心筋の収縮開始から左心室から血液が駆出するまでの前
駆出時間PEPとして算出する。なお、前駆出時間PEPも心
機能パラメータであることから、前駆出時間算出手段１
０２も心機能パラメータ算出手段として機能する。
【００３３】心機械効率算出手段１０４は、大動脈実効
エラスタンスEaと左心室収縮末期エラスタンスEesとの
比として定義される心機械効率Ea/Eesを算出する。上記
心機械効率Ea/Eesは、特開平１１−１１３８６０号公報
に詳しく記載されているように、式１から算出すること
ができる。従って、心機械効率算出手段１０４は、式１
に示す関係式に、前駆出時間算出手段１０２によって算
出された前駆出時間PEP、および駆出時間算出手段１０
０によって算出された駆出時間ETを代入して心機械効率
Ea/Eesを算出する。 （式１） Ea/Ees=PEP/ET
【００３４】図８は、図４の機能ブロック線図に示した
演算制御装置４６の制御作動をさらに具体的に説明する
ためのフローチャートである。
【００３５】図８において、まずステップＳ１（以下、
ステップを省略する。）では、空気ポンプ３８が起動さ
せられ、排気制御弁３６が圧力供給状態に切り替えられ
ることによって大カフ１８の急速昇圧が開始されるとと
もに、空気ポンプ５６が起動させられることにより小カ
フ２０の昇圧が開始される。
【００３６】続くＳ２では、小カフ２０のカフ圧PK2が2
0〜30mmHg程度に設定された目標圧力PM2以上となったか
否かが判断される。この判断が否定されるうちは、この
Ｓ２の判断が繰り返し実行され、その間に大カフ１８お
よび小カフ２０の昇圧が継続される。一方、肯定された
場合には、続くＳ３において、調圧弁５４が制御される
ことにより小カフ２０のカフ圧PK2がその圧力に維持さ
れる。
【００３７】続くＳ４では、大カフ１８のカフ圧PK1が1
80mmHgに設定された止血圧力PM1以上となったか否かが
判断される。この判断が否定されるうちは、このＳ４の
判断が繰り返し実行され、その間に大カフ１８の昇圧が
継続される。一方、肯定された場合には、続くＳ５にお
いて、排気制御弁３６が圧力維持状態に切り替えられる
ことにより、大カフ１８のカフ圧PK1がその圧力に維持
される。
【００３８】続くＳ６では、タイマtの内容に「０」が
入力される。そして、続くＳ７では、マルチプレクサ６
０およびEPROM６４を脈拍周期よりも十分に短い周期で
切り替えさせるための切替信号SCが出力され、続くＳ８
では、マルチプレクサ６０から供給される圧脈波信号SM
が読み込まれる。さらに、続くＳ９では、心電計７４か
ら供給される心電信号SEが読み込まれる。
【００３９】続くＳ１０では、タイマtに「１」が加算
され、続くＳ１１では、タイマtが予め設定された読み
込み周期T以上となったか否かが判断される。この読み
込み周期Tは、たとえば一般的な脈拍周期の一拍分に設
定される。このＳ１１の判断が否定された場合には前記
Ｓ７以下が繰り返される。従って、Ｓ７〜Ｓ１１の繰り
返しにより一拍分の圧脈波信号SMおよび心電信号SEが読
み込まれる。また、前記Ｓ７において切替信号SCが出力
されると、EPROM６４からは６０個の半導体感圧素子３
２によって検出された圧脈波信号SMが順次出力されるの
で、Ｓ７〜Ｓ１１の繰り返しにおけるＳ８では、それら
６０個の半導体感圧素子３２によって検出された圧脈波
信号SMが順次読み込まれる。
【００４０】上記Ｓ１１の判断が肯定された場合には、
心機能パラメータの算出に必要な信号が読み込まれたの
で、続くＳ１２において、空気ポンプ５６が停止させら
れ且つ調圧弁５４が制御されることにより、小カフ２０
内が排圧させられる。図８のフローチャートでは、Ｓ１
〜Ｓ３およびＳ１２が小カフ圧制御手段９４に相当す
る。そして、続くＳ１３では、空気ポンプ３８が停止さ
せられ、且つ排気制御弁３６が徐速排圧状態に切り替え
られて、大カフ１８のカフ圧PK1の徐速降圧が開始され
る。
【００４１】続いて血圧値決定手段９２に相当するＳ１
４において血圧値決定アルゴリズムが実行される。すな
わち、大カフ１８の徐速降圧過程においてローパスフィ
ルタ４８から逐次供給される脈波信号SWが表すカフ脈波
の振幅が一拍毎に決定され、その振幅の変化に基づい
て、最高血圧値BP(SYS)、平均血圧値BP(MEAN)および最
低血圧値BP(DIA)を決定するためのよく知られたオシロ
メトリック方式の血圧値決定アルゴリズムが実行され
る。
【００４２】続くＳ１５では、血圧値BPの決定が完了し
たか否かが判断される。最高血圧値BP(SYS)、平均血圧
値BP(MEAN)、最低血圧値BP(DIA)のうちで最低血圧値BP
(DIA)が最後に決定されるので、Ｓ１５では、最低血圧
値BP(DIA)が決定されたか否かが判断される。当初は、
このＳ１５の判断が否定されるので、前記Ｓ１４以降が
繰り返し実行される。
【００４３】一方、Ｓ１５の判断が肯定されると、続く
Ｓ１６において、排気制御弁３６が急速排圧状態に切り
替えられることによって、大カフ１８内の空気が急速に
排気されて圧迫が解放される。図８のフローチャートで
は、Ｓ１、Ｓ４〜Ｓ６、Ｓ１１、Ｓ１３およびＳ１６が
大カフ圧制御手段９０に相当する。そして、続くＳ１７
では、上記Ｓ１４において決定された最高血圧値BP(SY
S)、平均血圧値BP(MEAN)、最低血圧値BP(DIA)が表示器
８６に表示される。
【００４４】続いて最適素子決定手段９６に相当するＳ
１８〜Ｓ１９が実行される。まず、Ｓ１８では、前記Ｓ
７〜Ｓ１１の繰り返しにおいて読み込まれた各圧脈波信
号SMの振幅の大きさがそれぞれ決定され、続くＳ１９で
は、上記Ｓ１８で決定された振幅から最大振幅が決定さ
れ、その最大振幅を検出した半導体感圧素子３２が最適
検出素子Aに決定される。
【００４５】続いて駆出時間算出手段１００に相当する
Ｓ２０が実行される。Ｓ２０では、前記Ｓ７〜Ｓ１１の
繰り返しによって読み込まれた圧脈波信号SMのうち、上
記Ｓ１９で決定された最適検出素子Aによって検出され
た圧脈波信号SMが解析され、その圧脈波信号SMが表す圧
脈波において立ち上がり点およびダイクロティックノッ
チが発生した時間が決定され、ダイクロティックノッチ
の発生時間と立ち上がり点の発生時間との時間差が駆出
時間ETとして算出される。そして、その算出された駆出
時間ETが表示器８６に表示される。なお、立ち上がり点
には、圧脈波の振幅の増加率が最も大きくなる点、圧脈
波を微分した微分波形が最大値を示す点、脈圧の１／５
を示す点などでが用いられる。これは、脈波の最小点は
ノイズが多く、その発生時点の決定精度が低いためであ
る。
【００４６】続いて前駆出時間算出手段１０２に相当す
るＳ２１が実行される。Ｓ２１では、前記Ｓ７〜Ｓ１１
の繰り返しによって読み込まれた心電信号SEが解析さ
れ、その心電信号SEが表す心電図においてＱ波が発生し
た時間が決定され、上記Ｓ２０で決定された圧脈波の立
ち上がり点の発生時間とそのＱ波の発生時間との時間差
が前駆出時間PEPとして算出される。そして、その算出
された前駆出時間PEPが表示器８６に表示される。
【００４７】続いて心機械効率算出手段１０４に相当す
るＳ２２が実行される。すなわち、Ｓ２２では、前記Ｓ
２１で算出された前駆出時間PEPが、前記Ｓ２０で算出
された駆出時間ETで割られることにより、心機械効率Ea
/Eesが算出され、且つ、その算出された心機械効率Ea/E
esが表示器８６に表示される。
【００４８】上述の実施例によれば、圧脈波センサ２８
は、大カフ１８によって上腕部１４が止血される部位よ
りも上流側で発生する圧脈波を検出することから、Ｓ５
（大カフ圧制御手段９０すなわち止血手段）において大
カフ１８が上腕部１４を止血している状態で圧脈波セン
サ２８により検出される圧脈波の波形は、大動脈圧波形
と同じ波形である。従って、Ｓ２０（駆出時間算出手段
１００）、Ｓ２１（前駆出時間算出手段１０２）、Ｓ２
２（心機械効率算出手段１０４）において、その圧脈波
に基づいて心機能パラメータすなわち駆出時間ET、前駆
出時間PEPおよび心機械効率Ea/Eesを算出することがで
きる。また、血圧BPも上腕部１４に装着された大カフ１
８を用いて測定できる。従って、心機能パラメータおよ
び血圧BPを測定するために生体に装着する装置が少なく
なるので、その装着が容易になる。
【００４９】また、上述の実施例によれば、駆出時間ET
は圧脈波センサ２８によって検出される圧脈波の立ち上
がり点とダイクロティックノッチとの時間差から算出さ
れ、前駆出時間PEPは圧脈波センサ２８によって圧脈波
の立ち上がり点が検出された時間と、心電計７４によっ
て心電図のＱ波が検出された時間との時間差から算出さ
れるので、駆出時間ETおよび前駆出時間PEPを測定する
ために生体に装着する装置は、カフ１２および電極７６
だけでよい。
【００５０】また、上述の実施例によれば、大カフ１８
の圧迫圧力が止血圧力PM1に維持されている間に圧脈波
センサ２８に検出される圧脈波に基づいて心機能パラメ
ータ（駆出時間ET、前駆出時間PEP、心機械効率Ea/Ee
s）が算出され、且つ、大カフ１８の圧迫圧力が徐速降
圧させられる過程で血圧値BPが測定されるので、大カフ
１８の圧迫圧力を一度昇圧するだけで血圧値BPと心機能
パラメータが算出できる。
【００５１】以上、本発明の実施形態を図面に基づいて
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。
【００５２】たとえば、前述の血圧測定装置１０は、心
機能パラメータとして、駆出時間ET、前駆出時間PEPお
よび心機械効率Ea/Eesを算出していたが、駆出時間ETだ
けを算出してもよい。駆出時間ETのみを算出する場合に
は、圧脈波以外の生体信号を検出するために電極７６等
の他のセンサを装着する必要がないので、心機能パラメ
ータを測定するための装置の装着が一層容易になる。
【００５３】また、前述の血圧測定装置１０は、心機能
パラメータとして駆出時間ET、前駆出時間PEP、および
心機械効率Ea/Eesを算出していたが、左心室収縮末期エ
ラスタンスEes、大動脈実効エラスタンスEa等の他の心
機能パラメータを算出してもよい。
【００５４】また、前述の血圧測定装置１０は、所謂オ
シロメトリック方式で血圧を測定するように構成されて
いたが、コロトコフ音の発生時および消滅時のカフ圧を
最高血圧値および最低血圧値として決定する所謂Ｋ音方
式により血圧測定するものであってもよい。
【００５５】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。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の血圧測定装置の回路構成を示すブロッ
ク図である。
【図２】図１のカフの展開図である。
【図３】圧脈波センサの平面図である。
【図４】図１の血圧測定装置における演算制御装置の制
御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図５】カフが上腕部に巻回された状態を示す断面図で
ある。
【図６】各半導体感圧素子と、その半導体感圧素子によ
って検出された圧脈波信号SMの振幅の大きさとの関係を
例示する図である。
【図７】大動脈、左心房および左心室の圧力と心電図と
を概略的に示す図である。
【図８】図４の機能ブロック線図に示した演算制御装置
の制御作動をさらに具体的に説明するためのフローチャ
ートである。
【符号の説明】
１０：血圧測定装置 １４：上腕部 １８：大カフ（カフ） ２８：圧脈波センサ ７４：心電計 ９０：大カフ圧制御手段（止血手段） １００：駆出時間算出手段（心機能パラメータ算出手
段） １０２：前駆出時間算出手段（心機能パラメータ算出手
段） １０４：心機械効率算出手段（心機能パラメータ算出手
段）

Claims (3)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 生体の上腕部への圧迫圧力を変化させる
    カフを備え、該カフの圧迫圧力を所定の徐速変化速度で
    変化させて該生体の血圧値を測定する形式の血圧測定装
    置であって、 前記カフにより前記上腕部を止血させる止血手段と、 前記カフによって止血される部位よりも上流側で発生す
    る圧脈波が検出可能なように該カフに一体的に設けられ
    た圧脈波センサと、 前記止血手段により前記カフが前記上腕部を止血してい
    る状態において該圧脈波センサによって検出される圧脈
    波に基づいて、前記生体の心機能に関連する心機能パラ
    メータを算出する心機能パラメータ算出手段とを含むこ
    とを特徴とする血圧測定装置。
  2. 【請求項２】 前記心機能パラメータ算出手段は、前記
    圧脈波センサによって検出される圧脈波の立ち上がり点
    とダイクロティックノッチとの時間差から駆出時間を算
    出するものであることを特徴とする請求項１に記載の血
    圧測定装置。
  3. 【請求項３】 前記生体の所定部位に装着される複数の
    電極を備え、該電極を介して心筋の活動電位を示す心電
    信号を検出する心電計をさらに備え、 前記心機能パラメータ算出手段は、該心電計によって心
    電図のＱ波が検出された時間と、前記圧脈波センサによ
    って圧脈波の立ち上がり点が検出された時間との時間差
    を前駆出時間として算出するものであることを特徴とす
    る請求項２に記載の血圧測定装置。
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