JP2615858B2 - 電子血圧計 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （イ）産業上の利用分野 この発明は、カフ加圧時に血圧測定を実行する血圧計
であって、迅速で正確な血圧測定を可能にした電子血圧
計に関する。

（ロ）従来の技術 一般的な電子血圧計は、カフを被測定者の最高血圧相
当値以上に加圧して動脈を阻血し、その後、微速排気に
移り、例えばＫ（コロトコフ）音の発生を検知した時点
のカフ圧を最高血圧（SYS）、Ｋ音の消失した時点のカ
フ圧を最低血圧（DIA）として測定している。この減圧
過程（微速排気過程）において血圧を測定する方式で
は、カフを一旦最高血圧以上に加圧し、且つ微速排気の
段階で血圧を測定するものであるため、測定時間がかか
り過ぎる不利がある。また、被測定者が自身のSYSを熟
知していない場合、余分に加圧しすぎ、鬱血を生じさせ
る不利がある許かりでなく、測定誤差の生じる虞れがあ
る。仮に、自身のSYSを知る被測定者が自動加圧方式の
計器を使用すれば、余分な加圧が解消できる反面、加圧
値を切り換えるための高価な加圧値設定手段を計器に装
備する必要がある等の不利がある。

そこで、本願出願人は以前、上記減圧過程における測
定方式の不利を解消する、加圧過程時測定方式の血圧計
を提案した。この血圧計は、カフと加圧ポンプとを接続
するエア管（流路管）の途中に、空気流制御手段を配備
したものである。この空気流制御手段は、カフと加圧ポ
ンプとの管に配備されたエアタンク部と、このエアタン
ク部の空気流入・出側にそれぞれ備える微細管とから成
る。各微細管は、加圧ポンプのエアチューブ及びカフの
エアチューブと接続して使用される。

これによって、加圧ポンプから送出される圧縮空気
は、一方の微細管を経てエアタンクへ流入し、更にこの
エアタンクから他方の微細管を経てカフへ送出されるこ
とになり、エアタンクと空気流入・出側の微細管とによ
って空気圧振動の低域通過型フィルタが構成される。つ
まり、微細管は管の両側（空気流入・流出側）の圧力差
に応じて空気流量を制限する抵抗素子として作用し、エ
アタンクはエアタンク内圧に応じた空気量を蓄積する蓄
積素子として作用する。従って、微細管、エアタンク、
微細管、カフと直列する空気圧系は、空気圧振動に対し
て低域通過型フィルタを構成し、その遮断周波数よりも
高い周波数成分である加圧ポンプからの脈動流を遮断す
ることとなる。これにより、ポンプの脈動による空気圧
振動がカフ内の空気圧に伝播しなくなり、カフ圧が時間
に対して直線的に上昇する。この結果、加圧時のポンプ
脈動による影響が除去され、Ｋ音検出、及び脈波信号
（脈波波形）が明確に検出される。

従って、この方式の血圧計では加圧過程において正確
な血圧測定が実行し得、従来方式（減圧過程における測
定）の欠点が解消される。

（ハ）発明が解決しようとする課題 上記、本願出願人が、以前提案した血圧計（空気流制
御手段を備えた血圧計）によれば、加圧ポンプの脈動に
よる空気振動周波数及び空気圧振動の影響を除去し、Ｋ
音の発生・消失及び脈波波形を明確に検出し得、カフ加
圧時に正確な血圧測定を実行し得る効果がある。

ところが、この血圧計では第７図に示すとおり、圧力
０から測定終了まで同一速度で加圧するようになってい
る。この加圧速度は、従来の減圧過程における血圧測定
方式の減圧速度（２乃至3mmHg/sec程度の緩やかな速
度）とほぼ同じに設定している。これは、脈拍、１拍あ
たりの圧力変化量が精度に直接関係するために同一とし
たものである。

このため、減圧過程において血圧を測定する方式と同
様に、血圧測定に長い時間を要し、例えば集団検診時、
或いは手術中の血圧監視時等における短時間測定の要求
に対応し得ない不利のあることが判明した。

この発明は、加圧過程において迅速な血圧測定を実行
し得る電子血圧計を提供することを目的とする。

（ニ）課題を解決するための手段及び作用 この目的を達成させるために、この発明の電子血圧計
では、次のような構成としている。

電子血圧計は、動脈を圧迫するためのカフと、このカ
フに空気圧を供給する加圧手段及びカフの空気を排気す
る排気手段を含む空気圧系と、前記カフの圧力を検出す
るカフ圧センサと、そのカフ圧の変化過程での血管情報
（例えばコロトコフ音）を検出する血管情報検出手段
と、前記カフ圧センサ及び血管情報検出手段から得たカ
フ圧と血管情報とにより血圧値を決定する血圧決定手段
とから成る血圧計であって、前記空気圧系は、カフと加
圧手段とを複数のエア管で接続し、各エア管にはカフへ
の動作脈動波の伝播を阻止する空気流制御部材を配備す
ると共に、少なくとも１のエア管にはカフへの流体量を
可変する開閉弁を備えて構成されている。

このような構成を有する電子血圧計では、カフと加圧
ポンプとを複数、例えば２本のエア管で接続し、この２
本のエア管にはそれぞれ空気流制御部材（例えばエアタ
ンクの両側に微細管を配備し、この両端の微細管をそれ
ぞれカフのチューブ、加圧ポンプのチューブと接続す
る）を配備し、且つ少なくとも１本のエア管にはカフへ
の流体量を可変する開閉弁（電磁弁）を配備している。

従って、カフ加圧に際してはCPU（セントラルプロセ
ッシングユニット）制御のもとに開閉弁を開き、２本の
エア管を介して加圧ポンプよりカフを所定圧まで急速に
加圧することが出来る。ここで、所定圧とは例えば一般
的な最低血圧値（DIA）以前の圧近辺（例えば60mmHg/se
c程度）の意味である。２本のエア管により所定圧まで
急速加圧した後、開閉弁を閉じる。これにより、以後は
電磁弁を備えない１本のエア管のみで加圧を実行するこ
ととなる。この加圧は、DIA及びSYSを測定するに最適な
加圧速度となっている。つまり、２乃至3mmHg/sec程度
の緩やかな加圧段階に移行する。そして、DIA及びSYSを
測定する。仮に、計器にデータ記憶メモリが配備してあ
り、被測定者の前回のSYSが記憶されている場合、DIAを
測定した後、再び電磁弁を開き、２本のエア管によりSY
S近辺まで急速加圧した後、電磁弁を閉じて、緩やかな
加圧状態に戻し、SYSを測定することも出来る。従っ
て、血圧測定終了までの時間を大幅に短縮し得る。

前記加圧時点において、加圧ポンプから送出される圧
縮空気は、一方の微細管を経てエアタンクへ流入し、更
にこのエアタンクから他方の微細管を経てカフへ送出さ
れる。エアタンクと空気流入・出側の微細管とによっ
て、空気圧振動の低域通過型フィルタが構成され、その
遮断周波数よりも高い周波数成分である加圧ポンプから
の脈動流を遮断する。これにより、ポンプの脈動による
空気圧振動がカフ内の空気圧に伝播しない。この結果、
ポンプの脈動による影響が除去され、加圧時においてＫ
音及び脈波信号（脈波波形）を明確に検出し得、加圧過
程において正確且つ迅速な血圧測定を達成し得る。

（ホ）実施例 第１図は、この発明に係る電子血圧計（コロトコフ音
方式の電子血圧計）の具体的な構成例（回路・空気圧
系）を示すブロック図である。

カフ１は、内部にＫ音検出用の血管音センサ（マイク
ロフォン）を内蔵しており、このカフ１は駆動回路21に
より作動する加圧ポンプ２、急速排気弁18、及び圧力セ
ンサ15に連繋させて空気系が構成されている。

加圧ポンプ２は、スタートスイッチのON操作があった
時、CPU（セントラルプロセッシングユニット）３の指
令に基づき前記カフ１を加圧して、カフ１に巻かれた動
脈を圧迫する。前記血管音センサは、加圧過程時に検出
したＫ音を電気信号に変換し、検出器12はこのＫ音信号
を検知増幅してCPU3に出力する。

上記圧力センサ15は、圧電変換素子等を用いた電気的
圧力計で、カフ１に加えられる圧力の変化を常時、検出
する。その検出出力（カフ圧のアナログ量）は、増幅器
16で増幅され、A/D変換器13によってCPU3が取り込み易
いデジタル値に変換される。また、脈波検出器17は増幅
器で増幅されたカフ圧に含まれる脈波信号（脈波波形）
を取り出し、A/D変換器13を介してCPU3へ出力する。

前記CPU3は、プログラム及び測定データを記憶するメ
モリを内蔵する他、A/D変換器13の切換えによりカフ圧
データ、Ｋ音データを取り込む機能、加圧ポンプ２をON
/OFFする機能及びカフ圧データとＫ音データから血圧を
決定する機能等を備えている。また、CPU3ではカフ１圧
が所定圧（一般的な最低血圧値以前のDIA近辺圧）に到
達したか否かを判定し、後述する開閉弁７を閉動作させ
る機能等を含んでいる。

更に、決定された血圧値は、CPU3より出力され表示器
４に表示される。

この発明の特徴は、空気圧系部分において、カフ１と
加圧ポンプ２とを複数（実施例では２本）のエア管５、
5aにより連通し、この連通管、つまり２本のエア管５、
5aに空気流制御部材６、6aをそれぞれ配備すると共に、
少なくとも１本のエア管5a（空気流制御部材6a）側には
カフ１への流体量を可変する開閉弁（実施例では電磁
弁）７を配備した点にある。この電磁弁７は、例えば前
記CPU3により開閉がコントロールされるようになってい
る。

第２図は、上記空気流制御部材６（6a）の具体的な一
実施例を示している。

空気流制御部材６（6a）は、エアタンク61と、このエ
アタンク61の両側に配備された微細管62、63とから成
る。エアタンク61は、剛性のパイプであって、一端部に
空気流入口64、他端部に空気流出口65が開口させてあ
る。このエアタンク61の容量は、実施例では加圧ポンプ
２の１秒間の排出量にほぼ等しく設定してある。このエ
アタンク61の空気流入口64及び空気流出口65は、それぞ
れエアチューブ66によって空気流入側は加圧ポンプ２
と、空気流出側はカフ１と連通させてある。そして、こ
のエアチューブ66は実施例では加圧ポンプ２の排出口の
口径とほぼ等しい口径に設定している。更に、前記エア
タンク61の空気流入口64、空気流出口65と、各エアチュ
ーブ66との接続部分は剛性の微細管62、63を介装して連
通させてある。この微細管62、63の内孔径は、実施例で
はそれぞれ加圧ポンプ２の口径の約1/20程度の大きさに
設定している。これにより、加圧ポンプ２の空気排出口
は、エア管５（5a）により微細管62を介してエアタンク
61の空気流入側64に連通され、エアタンク61の流出側65
は微細管63を介してエア管５（5a）、つまり急速排気弁
18、圧力センサ15の受圧部及びカフ１と連通される。

加圧ポンプ２から流入する空気流により、微細管62の
入口端側と出口端側との間に圧力差が生じる。つまり、
加圧ポンプから流入する空気量が大きくなれば圧力差は
大きくなり、小さくなれば圧力差は小さくなる。ここに
微細管62は、圧力差に応じた流量抵抗素子として作用す
る。また、エアタンク61ではその入口と出口部分での圧
力差は殆どない。エアタンク61内の空気圧力は、流入す
る空気流量と流出する空気流量との差が時間的に逐次蓄
積された量に比例して増加する。つまり、エアタンク61
は、タンク内圧に応じた空気量を蓄積する蓄積素子とし
ての作用を果たす。ところで、加圧ポンプ２は吸気と排
気を繰り返し行うため、ポンプ２より送出される空気量
は、一定周期で変化し、その変動が直接カフ１内の空気
に伝播する。ところが、空気流制御部材６によってこれ
が阻止される。つまり、仮に微細管62に流込む空気流量
が一次的に増大した場合であっても、微細管62の出口が
エアタンク61に連通しているため、微細管62の出口の圧
力は変化せず、入口側の圧力が増加するに止まる。従っ
て、ポンプ流量の変化が微細管62の出口の圧力変化とし
てカフ１内に伝わることが阻止される。カフ１に連通さ
れる微細管63の両側圧力についても同様である。この場
合、カフ１が前述のエアタンク61と同じ作用を発揮す
る。従って、ポンプ流量の変動は、カフ圧の変動となっ
て現れず、ポンプ２の脈動による空気圧振動はカフ１の
空気圧に伝播しない構成となっている。

第３図は、実施例電子血圧計の処理動作を示すフロー
チャートである。このフローチャートは、第４図の説明
図に基づき説明する。

血圧測定に際し、被測定者の例えば上腕にカフ１を巻
きつけた後、スタートスイッチをONすると、CPU3の指令
によりポンプ駆動回路21を介して加圧ポンプ２が作動す
る〔ステップ（以下「ST」という）１〕。同時に、急速
排気弁駆動回路19を介して急速排気弁18が閉じ、且つエ
ア管5aの開閉弁（電磁弁）７が開く（ST2）。この状態
で、カフ１には２本のエア管５、5a（空気流制御部材
６、6a）を介して圧縮空気が送出される。つまり、加圧
ポンプ２の動作脈動波の影響を除去した状態で、急速な
加圧が実行され上腕圧迫の動作が続けられる（第４図の
「Ａ」加圧）。この間、圧力センサ15によりカフ１に加
えられる圧力の変化を検出し、その検出出力がCPU3に取
り込まれる（ST3）。CPU3では、カフ１の圧力が所定
圧、実施例では60mmHg/secを越えたか否かを判定してい
る（ST4）。ここで、所定圧（60mmHg/sec）とは、一般
的には最低血圧値（DIA）に至る以前のDIA近辺圧を意味
する。つまり、この所定圧に至るまでは２本のエア間
５、5aにより急速に加圧が実行される。従って、ST4がY
ESとなるまで、この急速加圧が実行され、ST4がYES、つ
まりカフ１が60mmHg/secとなった時（DIA検出が近づい
た時）、エア管5aの開閉弁７が閉じられる（ST5）。こ
れにより、以後はエア管5aからカフ１には圧縮空気は送
出されず、エア管５のみから送出される。つまり、緩や
かな加圧段階に入る（第４図の「Ｂ」加圧）。このエア
管５のみの加圧速度は、DIA及びSYSを検出するのに最適
な２乃至3mmHg/sec程度の加圧速度に設定されている。
この緩やかな加圧状態の間、圧力測定が続行される（ST
6）と共に、血圧測定、つまりＫ音検出が行われる。ST8
では、DIA測定終了か否か、つまりＫ音の発生が検出さ
れたか否かを判定している。Ｋ音が検出されるまで、緩
やかな加圧が続行され、Ｋ音が検出されると、このST8
の判定がYESとなり、この時点のカフ圧、つまりDIA（こ
こでは70mmHg/sec）がCPU3に取り込まれる。以後、緩や
かな加圧が続行されると共に圧力測定が続行される（ST
9）。ST10では、SYS測定終了か否か、つまりＫ音の消失
が検出されたか否かを判定している。Ｋ音の消失が検出
されるまで、緩やかな加圧が続行され、Ｋ音消失が検出
されると、このST10の判定がYESとなり、この時点のカ
フ圧（圧力）、つまりSYS（ここでは120mmHg/sec）がCP
U3に取り込まれ、表示器４に最低血圧、最高血圧が表示
される。この後、直ちに加圧ポンプ２が停止される（ST
11）と共に、急速排気弁18が開放され（ST12）、カフ１
の急速な減圧が実行される。そして、この急速排気は圧
力測定のもと（ST13）、カフ圧が０になるまで続行され
る（ST14）。

尚、実施例では、圧力０から所定圧に至るまでの間、
２本のエア管５、5aによる急速加圧を実行する例を示し
たが、実施に際しては第６図で示すように、DIAを検出
した直後、再び電磁弁７を開放し、SYSに至る以前のSYS
近辺まで再び急速加圧するようにしても良い（第６図
「Ｃ加圧」参照）。この場合、一層測定時間の短縮を達
成できる。この例は、例えば前回測定値を記憶するメモ
リを配備した場合において、次回の測定をこの記憶メモ
リの内容に応じて、予め予想されるSYS近辺圧まで急速
加圧するものである。

更に、実施例では、二つの空気流制御部材６、6aのフ
ィルター定数を同様に設定した例を示したが、実施に際
しては二つの空気流制御部材６、6aのフィルター定数を
異ならせても良い（第５図のフィルタＡ、フィルタＢ参
照）。この場合、２本のエア管５、5aにそれぞれ開閉弁
７を配備することで、測定中の加圧をエア管５またはエ
ア管5aを選択できる。つまり、フィルター定数の異なる
空気流制御部材６、6aを選択することで、異なる加圧速
度が得られこととなり、カフ１の大小、簡易測定で測定
時間を早くし得る。

また、実施例では所定圧は一定の固定型とする例を示
したが、本来、所定圧は最低血圧値の直前であることが
最も好ましい。従って、例えば所定圧を設定し得る設定
スイッチを設けるか、或いは前述の記憶メモリにより前
回の測定値（最低血圧値）に基づき自動的に所定圧が変
更設定されるようにしても良い。

（ヘ）発明の効果 この発明では、以上のように、カフと加圧ポンプとを
複数のエア管で接続し、各エア管には空気流制御部材を
備えると共に、少なくとも１のエア管にはカフへの流体
量を可変する開閉弁を配備することとしたから、加圧ポ
ンプの動作脈動波のカフに対する影響を阻止し得、加圧
過程において迅速な血圧測定を実現し得る。

この発明では、複数のエア管により所定圧まで急速に
カフを加圧し得るから、血圧測定時間を大幅に短縮で
き、集団検診時、或いは手術中の血圧監視時における血
圧測定に最適である等、発明目的を達成した優れた効果
を有する。

【図面の簡単な説明】

第１図は、実施例電子血圧計の空気系・回路系を示すブ
ロック図、第２図は空気流制御部材を示す断面図、第３
図は、実施例電子血圧計の処理動作を示すフローチャー
ト、第４図は、実施例電子血圧計で血圧を測定した場合
のカフ圧変化状態を示す説明図、第５図は、空気流制御
部材（低域通過型フィルタ）のフィルタ定数を異ならし
た場合のカフ圧変化を示す説明図、第６図は、最低血圧
値検出後から最高血圧値近辺までの間を急速加圧する場
合のカフ圧変化状態を示す説明図、第７図は、加圧過程
において血圧を測定する方式を説明するためのカフ圧変
化を示す説明図である。 1:カフ、2:加圧ポンプ、 3:CPU、５・5a:エア管、 ６、6a:空気流制御部材、 7:開閉弁。

Claims (1)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】動脈を圧迫するためのカフと、このカフに
   空気圧を供給する加圧手段及びカフの空気を排気する排
   気手段を含む空気圧系と、前記カフの圧力を検出するカ
   フ圧センサと、そのカフ圧の変化過程での血管情報を検
   出する血管情報検出手段と、前記カフ圧センサ及び血管
   情報検出手段から得たカフ圧と血管情報とにより血圧値
   を決定する血圧決定手段とから成る血圧計において、 前記空気圧系は、カフと加圧手段とを複数のエア管で接
   続し、各エア管にはカフへの動作脈動波の伝播を阻止す
   る空気流制御部材を配備すると共に、少なくとも１のエ
   ア管にはカフへの流体量を可変する開閉弁を備えて成る
   電子血圧計。