JP4943870B2

JP4943870B2 - 血圧測定装置及びカフ

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Publication number: JP4943870B2
Application number: JP2007014091A
Authority: JP
Inventors: 孝博相馬
Original assignee: TRUMO KABUSHIKI KAISHA
Current assignee: TRUMO KABUSHIKI KAISHA
Priority date: 2007-01-24
Filing date: 2007-01-24
Publication date: 2012-05-30
Anticipated expiration: 2027-01-24
Also published as: JP2008178541A

Description

本発明は、血圧測定装置及び血圧測定方法に係り、特に阻血用のカフを用いてオシロメトリツク方式で血圧測定を行う技術に関する。

阻血用カフを用いた血圧測定法の収縮期血圧の求め方は、カフの圧力を動脈内の最高圧力である収縮期血圧以上に一旦上げることで、動脈の血流を止めた後に、下げることで血管圧とカフの圧力が一致したときに血流が流れ始める現象を検出して求めている。

オシロメトリック方式の血圧計によれば、収縮期血圧以上の高い圧力までカフ圧力を上昇させ、次第にカフ圧力を下降させながら測定部位の動脈の容積変化に基づいて発生する動脈の振動を検出し、振動の振幅変化により血圧を決定していた。

これに対して、広く普及しているコロトコフ方式(聴診法)によれば、収縮期血圧以上にカフ圧力を上げ、一度血流を止めた後に、徐々にカフ圧力を降下させ、血流の再開するタイミングで発生するコロトコフ音をカフの下流側となる末梢側で検出し、そのときの阻血用空気袋の内圧を収縮期血圧値（最高血圧値）として求め、コロトコフ音が消滅した阻血用空気袋の内圧を拡張期血圧値（最低血圧値）として求めている。

上記のオシロメトリツク方式は、血流が再開する現象を、カフ下の動脈の容積変化を阻血用空気袋の圧力振動として捕らえる方法である。このため、コロトコフ方式において必要となるコロトコフ音の検出を行うためのマイクロフォンまたは聴診器が不要となるので、コロトコフ式よりも製造コストを低くできる利点がある。

また、コロトコフ方式の血圧計は、血圧測定時に発生するノイズ(カフ布、カフチューブの擦過音、振動)は、ノイズの周波数成分がコロトコフ音の周波数成分に近いことからノイズがコロトコフ音として誤検出されやすい欠点を有する。

これに対してオシロメトリツク方式で用いる圧力変動の周波数成分は、コロトコフ音の周波数成分よりもかなり低く、血圧測定時に発生するノイズ周波数と大きく乖離している。このために、オシロメトリツク方式はノイズの影響を受けにくく、またマイクロフォンと動脈の位置合わせが重要なコロトコフ方式に比べて、カフ装着時に多少の位置ずれがあっても、十分に測定可能な方法であることから家庭で用いる自動血圧計用としては好適である。

しかしながら、オシロメトリツク方式は血管圧迫特性に起因する収縮期血圧（最高血圧値）の検出に関する問題がある。空気袋を測定部位に巻き付け、この空気袋を加圧減圧して血圧を測定するリバロッチカフは幅方向の中央部ではカフ圧力を反映した圧迫力を得ることができる。しかし、中央部よりにズレると、カフ圧力を反映した圧迫力が得られず、中央部からカフの端部方向に圧迫力が徐々に減少してしまい、端部ではゼロとなる圧迫特性を示す。

このような圧迫特性により、収縮期血圧以上にカフ圧を上げて、阻血状態から徐々にカフ圧を下げてまさに収縮期血圧を測定しようとするタイミングであって、カフ圧力が収縮期血圧よりもやや高い状態の時に、血流はカフの中央部のみで止められることになる。この結果、血流は心臓の拍動に同期して、カフの上流部からカフの中央部まで侵入しては戻される現象が生じる。この現象によって、収縮期血圧の検出指標となるカフの下流側（前腕側）への血流の再開現象を検出する脈波の発生が、カフ圧が収縮期血圧より高いときにすでに生じてしまうという問題がある。

また、カフ圧力が収縮期血圧以下になり、血流が再開すると、再開した血流による容積変化が、カフ下の中央部から下流側で発生することとなるが、この容積変化は、カフ圧力が動脈圧よりわずかに低い状態であるために血管が、短い時間開いた後に、すぐに閉じてしまう。このときの、カフ下の下流側の容積変化は、上流側の容積変化に比較すると非常に小さい。

オシロメトリック方式で検出される脈波は、上述のカフ下の上流側の容積変化と下流側の容積変化が重なった容積変化であるので、血流の再開に基づく脈波の変化のみを選択して検出することは非常に困難になる。以上が、オシロメトリック方式がコロトコフ方式に較べて、収縮期血圧の測定におけるＳ／Ｎ比悪化の原因となっていた。

この血流の再開検出における上記の問題点を解決するために、従来より、以下の対策を図っている。

カフの圧力を収縮期血圧よりさらに下降させていくと徐々に心臓の１拍動周期の内で、動脈圧がカフの圧力より高くなる時問が長くなることによるカフ下の下流側の容積変化の増加により、徐々に脈波の振幅が大きくなる。また、鬱血の度合いにもよるが、カフより動脈末梢部位の血管内圧がカフ圧力よりも大きくなると、末梢からの圧反射現象が発生するので、この反射により脈波が急に大きくなる。

さらにカフ圧力の減圧が進むと、カフの内圧よりもカフより末梢部位の血管内圧が大きくなる時間が長くなり、さらに１振動周期内で血管が閉じている時間が無くなる寸前では、カフの上流部位と末梢部の血管が同時に全開となり脈波の振幅が最大となる現象が発生する。

オシロメトリック法の収縮期血圧の測定では、このときの容積変化は、収縮期血圧測定時のタイミングにおけるカフ下の容積変化は主にカフ下の血管容積全体の約５０％に相当するカフ中心部より上流側の変化であるので、カフ下の略全体の血管が全開と全閉を繰り返すことにより生じる最大脈波振幅の約５０％の脈波振幅になるタイミングを収縮期血圧とする方法を採用している。

しかしながら、この割合は、カフの巻き方によるカフ下の脈波形成に寄与する上流部、下流部の容積のアンバランス、カフを巻く強さによるコンプライアンスの差、末梢部位の血管内圧の上昇の大きさ、および変化率の影響を受ける。また、末梢部位の血管内圧の上昇には、血圧測定の繰り返し時問の短さによる鬱血の程度が影響するが、主として生体の個体差である血圧値、末梢循環の程度、末梢側の血管コンプライアンスが影響する。

これらの問題解決を図るためにダブルカフ方式が提案されている。このダブルカフ方式では、血管の圧迫に用いる阻血用空気袋と、阻血用空気袋下の中央部において脈波のみを検出する脈波検出用空気袋を阻血機能とは分離して設けている。このダブルカフ方式によれば、オシロメトリック方式で問題となる上記の収縮期血圧測定時の阻血用空気袋下の上流側の容積変化に基づく脈波の影響を軽減できるので、収縮期血圧の決定の目安になる阻血用空気袋下の下流側の容積変化をＳ／Ｎ比良く検出できる。（特許文献１）
しかし、収縮期血圧の検出タイミングでは、阻血用空気袋下の上流側に侵入する血流は脈波検出用空気袋のすぐそばまで侵入する。この侵入による振動が一部脈波検出用空気袋に伝わる。また、脈波検出用空気袋を阻血用空気袋の下方に設けているので、阻血用空気袋で検出された阻血用空気袋下のカフ上流側の容積変化に基づくカフの振動が接している脈波検出用空気袋に一部伝わる結果、収縮期血圧の測定のＳ／Ｎ比を悪化させることがあった。

そこで、阻血用空気袋で血管が圧閉されている時に脈波検出用空気袋ヘのカフ上流側から侵入してくる血流を近づけないように、脈波検出用空気袋の圧迫性能を上げるためのバッキングを設置し、かつ脈波検出用空気袋と阻血用空気袋の間に阻血用空気袋からの伝達脈波をダンピングするための緩衝材を設置し、さらに阻血用空気袋下の上流側に脈波をダンピングするための緩衝材を設ける提案もなされている。（特許文献２）
しかしながら、この提案によれば、脈波検出用空気袋の圧迫力の向上をできるが、カフの上流部から脈波の侵入してくる位置を脈波検出用空気袋から離す距離にばらつきが大きいという問題点がある。また、使用部材のダンピング特性にも限界があるので、脈波の比較的高い周波数成分の減衰は行うことができるが低い成分までは十分に減衰することができない。このため、収縮期血圧をＳ／Ｎ比良く検出することができない場合があった。

すなわち、収縮期血圧の測定原理は、カフ圧力が収縮期血圧と同じになったときにカフの末梢側で生じる拍出を脈波検出用空気袋で検出することとなる。しかしながら、１つの圧力センサを用いて阻血用空気袋の圧力と脈波検出用空気袋の圧力を検出すると、カフ圧力が収縮期血圧以上の場合に生じているカフ上流側の血管容積変化による脈波と、収縮期血圧の検出指標であるカフ下流側への心拍による脈波とが重なり、収縮期血圧検出のＳ／Ｎ比が悪化する。

そこで、ダブルカフ法によれば、阻血用空気袋と脈波検出用空気袋と平行に容量の大きな例えば５００ｃｃ以上の容積バッファタンクを設けて阻血用空気袋の検出する脈波を平滑化している。

さらに、オシロメトリック方式の血圧計において脈波の検出感度を上げ、カフ下流側の脈波の検出を行うようにカフ部材の血圧測定部位側に敷設され血圧測定部位の全体を圧迫する阻血用空気袋と、脈波検出用空気袋とを連通させる構成が提案されている。（特許文献３）
しかし、上流側の脈波はそのまま下流側の脈波に重なって検出され、収縮期血圧検出のＳ／Ｎの向上は期待できないことが確認されている。
特開２００４−１９５０５６号公報特許第３６６７３２６号公報特開昭６３−１５００５１号公報

したがって、本発明は上述したような状況に鑑みてなされたものであり、オシロメトリック方式のダブルカフ式血圧計において、阻血用空気袋の拍出による脈波振動分と脈波検出用空気袋の伝達分の減衰を行うことで高精度で血圧測定を行うことのできる血圧測定装置及び血圧測定方法を目的としている。

上述した課題を解決するために、本発明の血圧測定装置によれば、血圧測定部位に対して着脱自在に設けられるカフ部材と、前記カフ部材の血圧測定部位に接して敷設され血圧測定部位の全体を圧迫する阻血用空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管下流側を圧迫し、かつカフ下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、から構成されるカフ本体と、前記カフ本体を加圧および減圧するために配管を介して接続される加減圧手段と、前記脈波検出用空気袋の圧力変化と前記阻血用空気袋の阻血圧力変化とからカフ圧信号を得るカフ圧力検出手段と、前記カフ圧信号に重畳する脈波を検出して脈波信号を得る脈波検出手段と、前記カフ圧信号と前記脈波信号とに基づき血圧値を決定する血圧検出手段と、前記血圧値を表示する血圧表示手段と、を備えた血圧測定装置であって、前記阻血用空気袋と前記脈波検出用空気袋との間に空気層を形成した遮断手段を設けることにより、カフ圧力が収縮期血圧以上のときに、カフ上流部で発生する血管容積変化により前記阻血用空気袋に伝わる振動が前記脈波検出用空気袋に伝達することを防止したことを特徴としている。

また、前記配管は、前記阻血用空気袋および前記サブ空気袋と前記加減圧手段との間に接続される第１配管と、前記脈波検出用空気袋と前記カフ圧力検出手段との間に接続される第２配管と、前記第１配管と前記第２配管との間で分岐接続されるバイパス流路と、を備え、前記脈波検出用空気袋は、長方形の軟質材料を用いて形成される密閉袋と、前記密閉袋中に前記第２配管の開口端が連通されて一体形成されるとともに、前記遮断手段は、前記密閉袋と同様の表面形状を有し前記阻血用空気袋上に敷設される軟質シート材料の第１シート部材と、前記密閉袋と同様の表面形状を有し前記密閉袋上に位置される軟質シート材料の第２シート部材と、前記第１シート部材と前記第２シート部材の間の両端の短片に夫々設けられるとともに前記短片の全長を有する第１スペーサ部材と、前記第１シート部材と、前記第２シート部材の間の中央部位に設けられ、前記第１シート部材と前記第２シート部材との密着を防止する第２スペーサ部材とから形成されることで、前記空気層を形成することを特徴としている。

また、前記密閉袋の血圧測定部位に接する側の両端の短片に夫々設けられるとともに前記短片の全長を有する第３スペーサ部材をさらに備えることを特徴としている。

また、血圧測定部位に対して着脱自在に設けられるカフ部材と、前記カフ部材の血圧測定部位に接して敷設され血圧測定部位の全体を圧迫する阻血用空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管下流側を圧迫し、かつカフ下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、から構成されるカフ本体と、を備えたカフであって、
前記阻血用空気袋と前記脈波検出用空気袋との間に空気層を形成した遮断手段を設けることにより、カフ圧力が収縮期血圧以上のときに、カフ上流部で発生する血管容積変化により前記阻血用空気袋に伝わる振動が前記脈波検出用空気袋に伝達することを防止したことを特徴としている。

ここで、さらなる本発明の特徴は、以下本発明を実施するための最良の形態および添付図面によって明らかになるものである。

本発明によれば、カフ圧力が収縮期血圧よりも高いときに、カフ上流側で発生している脈波が阻血用空気袋および脈波検出用空気袋で検出されてカフ圧力検出手段に伝わることが防止され、測定タイミングでカフ下流側に拍出される血液による動脈の容積変化による脈波変化のみをＳ／Ｎ比を向上させて精度よく検出することが可能となる。

以下に、本発明の実施形態について添付の図面を参照して説明すると、図１は本発明の一実施形態の血圧測定装置を示すブロック図である。

本図の実施形態において、カフ本体１は、上腕部を含む血圧測定部位に対して着脱自在に設けられる布製のカフ部材２を備えており、カフ部材２の裏面の端部に破線図示の雄面ファスナー３を設け、表面の端部に雌面ファスナー４を設けている。このカフ部材２を図示のように上腕に巻き付け、各面ファスナーを係止することで、カフ本体１の着脱ができるように構成されている。ここで、面ファスナーは一例に過ぎず、これ以外の部材でもよく、また筒状に形成しておき上腕を挿入するアームイン式でも良い。

このカフ部材２の血圧測定部位側には血圧測定部位の全体を圧迫するための破線図示の阻血用空気袋８が敷設されている。また、この阻血用空気袋８の血圧測定部位に接する側には血圧測定部位の心臓Ｈ側を圧迫するために幅がより狭く形成された破線図示のサブ空気袋９が敷設されている。これらの阻血用空気袋８およびサブ空気袋９は加減圧手段であるポンプ２７、電磁開閉弁２６に対して接続される一方の配管を構成する軟質チューブからなる第１配管６に接続されておりポンプ２７のモータＭの駆動に伴い外気を開口部６ｃから導入して加圧を行い、電磁開閉弁２６への通電により開口部６ｄからの排気を行うことで各空気袋の減圧ができるように構成されている。

また、阻血用空気袋８の血圧測定部位に接する側には血圧測定部位の血管下流側を圧迫し、脈波を検出するための脈波検出用空気袋１０が後述する遮断装置５を介在させて敷設されている。この脈波検出用空気袋１０には一方の配管を構成するために軟質チューブからなる第２配管７が接続されており、上記の第１配管６とともにコネクタ２１で本体２０から着脱自在に設けられている。コネクタ２１で着脱可能に接続されているが、一体配管としてもよい。

第１配管６と第２配管７は分岐部６ａ、７ａからバイパス流路１８が接続されており、このバイパス流路１８を介して脈波検出用空気袋１０の加圧および減圧が行われる。

また第２配管７には第１配管６の音響フィルタ２２にて脈波成分が減衰された脈波変化と阻血用空気袋内の阻血圧力変化と脈波検出用空気袋１０の圧力変化とからカフ圧信号を得るカフ圧力検出手段である圧力センサ３０が接続されており、この圧力センサ３０に対してアナログ電気信号に変換する圧力計測部３１が接続されており、さらにＡ／Ｄコンバータ３２が接続されており、デジタル信号を中央制御部３３にカフ圧信号を出力するように構成されている。

この中央制御部３３はコンピュータにより読取り可能な各種制御プログラムを記憶したＲＯＭ，ＲＡＭ等を含んでおり、カフ圧信号に重畳する脈波を検出して脈波信号を得る脈波検出手段とカフ圧信号（＝カフ阻血圧力）とに基づき血圧値を決定する血圧検出手段となる脈波処理部３４、カフ圧力処理部３５、血圧測定部３７、表示制御部３８が予め制御プログラムとして内蔵されている。

また、中央制御部３３には、血圧値を表示する血圧表示手段である液晶表示部４０と、上記のポンプ２７の駆動制御を行うポンプ駆動部４２と、電磁開閉弁２６の開閉駆動を行うためのバルブ駆動制御部４１が接続されており、乾電池を含む電源部４４からの電力供給に伴い血圧測定に必要な各動作を行えるように構成されている。

一方、バイパス流路１８には細管からなる第１音響抵抗と第２音響抵抗と音響イナータンスと音響コンプライアンスとを加えて構成される破線図示の音響インピーダンス手段２２が図示のように接続されている。

このようにバイパス流路に接続することで、後述の減圧時においてサブ空気袋と阻血用空気袋の圧力信号に含まれるカフ圧力が収縮期血圧以上のときのカフ上流側の血管容積変化により発生するサブカフと阻血用空気袋の圧力変動分を減衰させるようにしている。

図２(ａ)は、カフ本体１を上腕に装着した後の様子を図示した外観斜視図、(ｂ)は(ａ)のＹ-Ｙ線矢視断面図である。また、図３は図２(ａ)のＸ-Ｘ線矢視断面図である。

図２、図３において、既に説明済みの構成または部品については同様の符号を附して説明を割愛すると、先ず、図２(ａ)において、カフ本体１の上腕部への装着後に、サブ空気袋９が心臓側に位置する一方、脈波検出用空気袋１０は遮断装置５が介在されて測定部位の動脈上に位置している。また、第１配管６と第２配管７は図示のように平行に外部に出ている状態となる。

また、図２(ｂ)において、遮断装置５が阻血用空気袋８と脈波検出用空気袋１０との間において空気層を形成するように設けられており阻血用空気袋の心拍による振動が脈波検出用空気袋１０に伝達することを防止している。

このため遮断装置５は、図４の立体分解図をさらに参照して、軟質シート材料から形成されるとともに脈波検出用空気袋１０の密閉袋の表面形状を有した第１シート部材１５と、同じく脈波検出用空気袋１０の密閉袋の表面形状を有しており阻血用空気袋８の密閉袋上に位置される第２シート部材１６と、第１シート部材１５と第２シート部材１６の両端の短片の間に夫々設けられるとともに短片の全長を有する第１スペーサ部材１３、１３とを備えている。また、第１シート部材１５と、第２シート部材１６の間の中央には正方形の第２スペーサ部材１４が設けられており、装着後の第１シート部材１と前記第２シート部材との密着を防止することで、図２(ｂ)に図示のように同じ厚さの空気層を維持できるようにしている。

また、図４において、密閉袋の両端の短片に、密閉袋の短片の全長を有する夫々第３スペーサ部材１２、１２をさらに設けることで、脈波検出用空気袋１０内に、規定量以上の空気が入るように配慮されている。

次に図５(ｂ)の阻血用空気袋８とサブ空気袋９の外観斜視図を参照して、このサブ空気袋９は、図示の大きさに限定されず、阻血用空気袋８から一部がはみ出るようにしても良く、心臓側に正しく配置されるのであれば、阻血用空気袋８と同じ上下方向の全長を備えていても良い。

このサブ空気袋９は、第１配管６と全体が折り曲げ可能な棒部材１１とを軟質樹脂からなる表裏シート材９ａ、９ｂで上下から挟持した後に、フランジ部９ｆを第１配管６(図５(ｃ)参照）とともに連続して熱溶着して内部を密閉状態にするとともに連通部を棒部材１１の長手方向に沿うように形成した一体成形密閉袋として準備される。このとき同時に阻血用空気袋８についても棒部材１１を軟質樹脂からなる表裏シート材８ａ、８ｂで上下から挟持した後に、フランジ部８ｆを図示のように連続して高周波溶着して内部を密閉状態にした一体成形密閉袋として準備する。この後に、一方の密閉袋を矢印方向に折り曲げることで、棒部材１１も約１８０度折り曲げられることにより図５(ａ)に図示したような状態を得る。

この構成によれば、従来のように阻血用空気袋８に個別に接続されていた配管が不要になるのでその分コストダウンできるとともに、加圧時において先ず最初にサブ空気袋９が膨張され、その後に阻血用空気袋８が加圧膨張されることになる。

この結果、サブ空気袋９に対する空気供給量が小さくなる傾向を効果的に防止できることとなり、サブ空気袋９による脈波減衰効果の低下を防止できることとなる。また、サブ空気袋９内の空気量は一定にできるので、ばらつきを防止できることになる。また、従来構成によれば、加圧時の各空気袋の残留空気量の如何でサブ空気袋９中の残留空気量にばらつきが生じることがあったが、上記の構成によればこの傾向を完全に排除できる。

以上のように棒部材１１を折り曲げ、各空気袋が重なるように敷設させることで、図５(ａ)に図示の状態にした後に、第２配管７を接続した脈波検出用空気袋１０が配置される。ここで、サブ空気袋９は、軟質材料を用いて図示の長方形の扁平状に形成される第１密閉袋と、この第１密閉袋中にその開口端が連通する第１配管６から一体形成され、阻血用空気袋８は、軟質材料を用いて第１密閉袋より大きな長方形の扁平状に形成される第２密閉袋から形成され、棒部材１１の一方端を第１密閉袋に、中継管の他方端を第２密閉袋に位置させて一体成形される。

また、脈波検出用空気袋１０についても、軟質材料の表裏シート材１０ａ、１０ｂで上下から第２配管７を挟持した後にフランジ部１０ｆを連続的に接合させて一体形成しても良いことは言うまでもない。

再度、図３において血圧測定部位の動脈の血流が流れ込む心臓左室側になるようにしてカフが装着される。また上記のように遮断装置５が阻血用空気袋８と脈波検出用空気袋１０との間で空気層を形成するように設けられているので、阻血用空気袋８のカフ下流側の血管容積変化で生じる振動が脈波検出用空気袋１０に伝達することが効果的に防止されることになる。

従来は、この遮断装置５に替えて剛性を有するプレート材と発泡ウレタンを積層構造にしたダンパーを設けていた。しかし、このダンパーのダンピング特性はカフ圧力により圧縮状態になることもあり、特に心拍振動数に近い振動を吸収するダンピング特性を得ることができなかった。

これに対して、上記のような空気層を設け、かつ空気層が潰れない状態を維持できることから心拍振動数に近い振動を吸収するダンピング特性を得ることができた。

この結果、阻血用空気袋１０の内圧が血圧よりもわずかに低くなったときにカフの血管下流側に発生する脈波Ｍの検出をＳ／Ｎ比を高い状態で検出することが可能となった。

さらに、後述する音響インピーダンス手段２２との協働作用により、カフ圧力が血圧より高いときに生じるカフ上流側で発生している脈波がカフ間で伝達されることが防止され、ノイズとなる脈波成分を減衰され、測定タイミングでのカフ下流側に拍出する血流による動脈の容積変化による脈波変化のみをＳ／Ｎ比を向上させて精度よく検出することができる。

次に図６は、上記のバイパス流路１８に接続される音響インピーダンス手段２２の模式図である。本図において、既に説明済みの構成または部品については同様の符号を附して説明を割愛すると、第１配管６の分岐部６ａには第１流路長Ｌ１と第１内径孔断面積Ｓ１とを有するチューブをコイル状に巻き付けた第１コイル体２３が接続されており、第１音響抵抗を摩擦ｒ／Ｓ１²の関係式から得るとともに、第１音響イナータンスをＬ１*空気密度／Ｓ１の関係から得ている。

一方、第２配管７の分岐部７ａには第２流路長Ｌ２と第２内径孔断面積Ｓ２とを有するチューブをコイル状に巻き付けた第２コイル体２５が接続されており、第２音響抵抗を摩擦ｒ／Ｓ２²の関係式から得るとともに、第２音響イナータンスをＬ２*空気密度／Ｓ２の関係から得るようにしている。

そして第１コイル体２３と第２コイル体２５との間に接続される容積部を有した容積体により音響コンプライアンスを体積Ｗ／空気密度*音速²の関係式から得るようにして全体の音響インピーダンス手段２２が構成されており、その遮断周波数を心拍振動と同じまたは近似させることで空気振動として減衰するようにしている。以上のように各コイルを巻きつけることで、従来のバッファタンク容積の約１０分の１の容積が実現可能となり装置全体の小型化ができた。

図７は、小型化のための一構成を図示した外観斜視図である。第１コイル体２３の第１入口端部２３ａと第１出口端部２３ｂと、破線図示の第２コイル体２５の第２入口端部２５ａと第２出口端部２５ｂとが上下に揃えられている。この状態から各コイル体を収容するための１組の縦溝部５３ａ、５３ｂを有する円筒体５３が設けられており、内部に図示のように第１コイル体２３と第２コイル体２５とを積層させて収納する。

一方、本体の取り付けベース５２には固定部５２が形成されており円筒体５３を下方に移動して固定できるようにしている。また第１出口端部２３ｂと第２出口端部２５ｂに接続される位置に接続開口部２４ａ、２４ｂを形成した容積体２４が隣接して設けられており図示のように直に接続できるようにしている。この容積体２４についても取り付けベース５２の固定部５１に合致することで固定される。

以上の構成による音響インピーダンス手段２２によればサブ空気袋と阻血空気袋で検出される通常１〜１．５Ｈｚ、すなわち６０〜７０拍/分の脈波成分を減衰することができるので、脈波検出用空気袋１０にで、収縮期血圧の測定タイミングでカフ下流側の動脈の容積変化による脈波変化のみをＳ／Ｎ比を向上させて精度よく検出することができる。

以上のように構成されるカフ本体１によれば各種の血圧測定装置に使用できることになるが、例えば図１に図示の血圧測定装置は、記憶された制御プログラムをコンピュータで読み出すことで、図８の血圧測定ルーチンのフローチャートのように動作させることができる。

まず、血圧測定装置が起動され、カフ本体１が図２のように装着され、不図示の開始スイッチが押圧されるとステップＳ１においてバルブ駆動部４１により開閉弁２６への通電が行われてバルブが開かれることで各空気袋内に残留した空気の排気が行われる。残留空気の排気が終了すると、圧力センサのゼロセット（初期化）を行い、この後ステップＳ２において開閉弁２６を閉じることで測定準備が整う。

この後ステップＳ３では、予想される収縮期血圧である１８０ｍｍＨｇより高い２０〜３０ｍｍＨｇ分以上を設定圧力Ｐとしてポンプ２７の連続駆動を行う。ステップＳ４で阻血用空気袋８、サブ空気袋９の圧力が設定圧力Ｐに到った否かをカフ圧力検出部の信号によりチェックし、設定圧力になるまで継続し、設定圧力ＰになるとステップＳ５でポンプ駆動を停止する。カフ本体１の圧力が設定圧力ＰになるとステップＳ６に進み、減圧制御部によりカフ圧力検出部からの信号を用いて、減圧速度が２〜３ｍｍＨｇ/秒になるように減圧が開始される。

これに続いてステップＳ７で、カフ圧力検出部からカフ圧力を得る、また次のステップＳ８では脈波の検出を開始する。次に、ステップＳ９に進み脈波検出部で検出された脈波信号は血圧検出部内の記憶部に送られカフ圧力と脈波振幅とを一組にして記憶を行う。ステップＳ１０では、脈波振幅が急に大きくなったことを、例えば今までの振幅値の平均値と比較し、２倍になった点を収縮期血圧ポイントとして検出する。以上の収縮期血圧が検出されるまでステップＳ６〜Ｓ１０を繰り返し行う。

続いて、ステップＳ１１に進み、カフ圧力の減圧を行い、ステップＳ１２で血圧検出部にて、さらに、脈波振幅が心拍ごとに減少する現象が検出されたら今まで脈波最大値の所定比率以下である例えば６０％以下になる脈波の検出を行い、その時のカフ圧力を拡張期血圧（最低血圧値）として決定する。この拡張期血圧が決定されると、減圧制御部により急速排気される。そしてステップＳ１３において、このようにして決定された収縮期血圧値と拡張期血圧値を血圧表示部４０に表示して一連の血圧計測動作を終了する。

以上のように圧力損失の大きな絞りである流体抵抗を用いずに、阻血用空気袋の内圧が血圧より低くなったときに末梢側に発生する脈波の検出を行えるので、測定時間短縮も可能となる。

本発明の一実施形態の血圧測定装置を示すブロック図である。 (ａ)はカフ本体１を上腕に装着した後の様子を図示した外観斜視図、(ｂ)は(ａ)のＹ-Ｙ線矢視断面図である。図２(ａ)のＸ-Ｘ線矢視断面図である。遮断装置５の立体分解図である。 (ａ)は阻血用空気袋８とサブ空気袋９の外観斜視図、(ｂ)は阻血用空気袋８とサブ空気袋９の展開図である。バイパス流路１８に接続される音響インピーダンス手段２２の模式図である。音響インピーダンス手段２２の外観斜視図である。血圧測定装置の動作説明フローチャートである。

符号の説明

１血圧測定装置
２カフ部材
３、４面ファスナー
５遮断装置
６第１配管
７第２配管
８阻血用空気袋
９サブ空気袋
１０脈波検出用空気袋
１８バイパス流路
２０本体
２２音響インピーダンス装置
２３第１コイル
２５第２コイル
２４容積体
Ｈ心臓
Ｋ動脈
Ｍ脈波

Claims

血圧測定部位に対して着脱自在に設けられるカフ部材と、前記カフ部材の血圧測定部位に接して敷設され血圧測定部位の全体を圧迫する阻血用空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管下流側を圧迫し、かつカフ下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、から構成されるカフ本体と、
前記カフ本体を加圧および減圧するために配管を介して接続される加減圧手段と、
前記脈波検出用空気袋の圧力変化と前記阻血用空気袋の阻血圧力変化とからカフ圧信号を得るカフ圧力検出手段と、
前記カフ圧信号に重畳する脈波を検出して脈波信号を得る脈波検出手段と、
前記カフ圧信号と前記脈波信号とに基づき血圧値を決定する血圧検出手段と、
前記血圧値を表示する血圧表示手段と、を備えた血圧測定装置であって、
前記阻血用空気袋と前記脈波検出用空気袋との間に空気層を形成した遮断手段を設けることにより、カフ圧力が収縮期血圧以上のときに、カフ上流部で発生する血管容積変化により前記阻血用空気袋に伝わる振動が前記脈波検出用空気袋に伝達することを防止したことを特徴とする血圧測定装置。
前記配管は、
前記阻血用空気袋および前記サブ空気袋と前記加減圧手段との間に接続される第１配管と、
前記脈波検出用空気袋と前記カフ圧力検出手段との間に接続される第２配管と、
前記第１配管と前記第２配管との間で分岐接続されるバイパス流路と、を備え、
前記脈波検出用空気袋は、長方形の軟質材料を用いて形成される密閉袋と、前記密閉袋中に前記第２配管の開口端が連通されて一体形成されるとともに、
前記遮断手段は、前記密閉袋と同様の表面形状を有し前記阻血用空気袋上に敷設される軟質シート材料の第１シート部材と、
前記密閉袋と同様の表面形状を有し前記密閉袋上に位置される軟質シート材料の第２シート部材と、
前記第１シート部材と前記第２シート部材の間の両端の短片に夫々設けられるとともに前記短片の全長を有する第１スペーサ部材と、
前記第１シート部材と、前記第２シート部材の間の中央部位に設けられ、前記第１シート部材と前記第２シート部材との密着を防止する第２スペーサ部材とから形成されることで、前記空気層を形成することを特徴とする請求項１に記載の血圧測定装置。
前記密閉袋の血圧測定部位に接する側の両端の短片に夫々設けられるとともに前記短片の全長を有する第３スペーサ部材をさらに備えることを特徴とする請求項２に記載の血圧測定装置。
血圧測定部位に対して着脱自在に設けられるカフ部材と、
前記カフ部材の血圧測定部位に接して敷設され血圧測定部位の全体を圧迫する阻血用空気袋と、
前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、
前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管下流側を圧迫し、かつカフ下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、から構成されるカフ本体と、を備えたカフであって、
前記阻血用空気袋と前記脈波検出用空気袋との間に空気層を形成した遮断手段を設けることにより、カフ圧力が収縮期血圧以上のときに、カフ上流部で発生する血管容積変化により前記阻血用空気袋に伝わる振動が前記脈波検出用空気袋に伝達することを防止したことを特徴とするカフ。