JP5043698B2 - 血圧測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、血圧測定装置に係り、特にオシロメトリック方式で血圧測定を行なうための技術に関する。

阻血用空気袋を用いた血圧測定法の収縮期血圧の求め方として、動脈内圧の最高圧力である収縮期血圧以上となるように阻血用空気袋の内圧を一旦上昇させることで、動脈内の血流を止めた後に、阻血用空気袋の内圧を次第に降下させることで、収縮期血圧と阻血用空気袋の圧力が一致したときに血流が再開する現象を検出して求める方法がある。

この血流の再開を検出する方法として、現在広く普及しているコロトコフ方式(聴診法)による血圧測定装置によれば、上記のオシロメトリック方式と同様に、収縮期血圧以上に阻血用空気袋の内圧を上昇することで血流を止めた後に、阻血用空気袋の圧力を徐々に下降させる。そして一度止めた血流が再開するタイミングにおいて発生するコロトコフ音（Ｋ音）を阻血用空気袋またはカフの下流側となる抹消側において検出して、このタイミングにおける阻血用空気袋またはカフの内圧を収縮期血圧値として求める。

これに対して、オシロメトリック方式による血圧測定装置によれば、上記のコロトコフ方式（聴診法）と同様に、収縮期血圧以上の高い圧カまで阻血用空気袋の内圧を一度上昇させる。続いて、阻血用空気袋の内圧を徐々に下降させ、この下降時に発生する動脈の容積変化に基づいて発生する動脈の振動を検出する。そして、この拍動の振幅変化により血圧を決定している。

ところで、上記のオシロメトリック方式による血圧測定装置によれば、血流が再開するときの現象を、阻血用空気袋またはカフにより圧迫された状態の動脈の容積変化で発生する圧力変化から血圧値を求めるように構成されている。このためコロトコフ方式で必須となるコロトコフ音の検出用のマイクロフォンまたは聴診器が不要となる。したがって、オシロメトリック方式による血圧測定装置は、コロトコフ方式のものよりもその分の部品点数が少なくでき、かつまたＫ音（コロトコフ音）検出用の電子回路などが省略できるので製造コストも低くできるようになる利点がある。

さらに、コロトコフ方式の血圧測定装置は、測定時に発生するカフ布、カフチューブの擦過音によるノイズや空調機器または人の声などの外部ノイズの影響を受け易い。これらのノイズの振動は、その周波数成分がコロトコフ音の周波数成分に近いこともあり、コロトコフ方式の血圧測定装置は、ノイズに弱い欠点を有する。

これに対してオシロメトリック方式の血圧測定装置で用いられ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低く、大きく乖離しているためにノイズの影響を受けにくい利点がある。

しかし、オシロメトリック方式の血圧測定装置によれば、阻血用空気袋またはカフによる血管の圧迫特性に起因する収縮期血圧の検出に関わる問題がある。即ちカフである阻血用空気袋を測定部位である上腕に巻きつけ、この阻血用空気袋を加圧したときに発生する上腕を圧迫する力は、阻血用空気袋の幅方向(上腕の長手方向)の中央部では内圧を反映した圧迫カになるが、中央部から離れた上腕の長手方向に沿う両端部側では内圧を反映した圧迫力が得られなくなる。つまり、中央部から阻血用空気袋の端部方向に向けて圧迫力が徐々に減少するカフエッジ効果と呼ばれる圧迫特性を有する。

この圧迫特性により、収縮期血圧以上にカフ内圧を上げ、測定部位の阻血状態にした後に、徐々にカフ内圧を降下させて、まさにカフ内圧が収縮期血圧よりもやや高い状態になるタイミングでは、阻血用空気袋またはカフの中央部のみで血流が遮られていることになる結果、心臓の拍動に同期して、カフの上流部から中央部の間に血液が入り込み、カフ内の容積変化が発生する。このため、カフ内圧が収縮期血圧より高いタイミングにおいて、早くもカフ内の容積変化による脈波の変化が検出されてしまい、カフ内圧が収縮期血圧よりも低くなったタイミングを検出できず、カフ内の容積変化による脈波の変化が発生した脈波を正確に特定できなくなる。

そこで、この血流の再開現象の検出における上記の問題点を解決す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おき、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ようにして、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比良く検出できるようにしている。

しかし、阻血用空気袋のカフ圧が収縮期血圧とほぼ等しくなる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、阻血用空気袋の中央部付近、すなわち脈波検出用空気袋のすぐそばまで侵入することとなる。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、上流側に侵入してくる血流による脈波を脈波検出用空気袋にて検出しないようにするためと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するために、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たり、また、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たり、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１）。

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、空気袋の端部にて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ための距離にばらつきが大きく、また、距離が短い場合、脈波検出用空気袋にて上流の脈波を検出してしまう場合がある。また、使用部材の周波数に関するダンピング特性にも限界があり、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。

この課題を解決するために、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の性能をあげることが考えられるが、ダンピング性能を上げようと緩衝材として硬すぎるものを使用すると、特に腕の径が短い人の場合、緩衝材自体が阻血用空気袋の腕を圧迫するときの障害となり、阻血用空気袋の内圧と実際に上腕が圧迫されている圧力とに乖離が生じ、結果、血流が再開した時点の上腕が圧迫されている圧力を求める手段がなくなってしまう問題がある。また阻血用空気袋の圧力によって、阻血用空気袋が腕を圧迫するときの阻害にならないために許される力は異なる。よって、すべての圧力範囲において、腕の形状や阻血用空気袋の巻かれ方により、都度、ダンピング性能を十分に出すために必要な緩衝材の設定は異なることとなり、十分なダンピング性能を持ちながら、誰に対しても緩衝材が阻血用空気袋の腕を圧迫するときの障害にならないようにするためには、従来の提案の方法では難しかった。

さらに、オシロメトリック方式の血圧計において、カフ圧力が収縮期血圧より低くなったことによる、カフ末梢側に流れる血流を感度よく捉える技術として、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ための阻血用空気袋と、脈波検出用空気袋とを連通させる構成についても提案されている（特許文献２）。
特許第３６６７３２６号公報 特開昭６３−１５００５１号公報

しかしながら、上記の各構成によれば、阻血袋と空気袋をつなぐ連続部があるため、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てしまい、収縮期血圧検出のためのＳ／Ｎの向上は期待できないことが確認されている。

したがって、本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、阻血用空気袋とサブ空気袋を同じ減圧速度とすることができ、カフの巻き方如何によらず、阻血用空気袋が腕を圧迫する圧力範囲すべてにおいて、十分にカフエッジ効果の抑制効果を得ることができ、かつ阻血用空気袋の上流側で検出される余計な脈波の信号を減衰できる血圧測定装置の提供を目的としている。

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脱着自在に設けられるカフ部材と、カフ部材が血圧測定部位に接する側に敷設され、血圧測定部位を圧迫する阻血用空気袋と、阻血用空気袋が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、阻血用空気袋の血圧測定部位の接する側に敷設され、血圧測定部位の中央部から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、阻血用空気袋及び脈波検出用空気袋を加減圧する阻血用空気袋加減圧手段と、サブ空気袋を加減圧するサブ空気袋加減圧手段と、脈波検出用空気袋からカフ圧信号を得るカフ圧力検出手段と、サブ空気袋からサブ空気袋圧信号を得るサブ空気袋圧力検出手段と、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、カフ圧信号と脈波信号とに基づき血圧値を決定する血圧決定手段と、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、脈波検出用空気袋とカフ圧力検出手段との間に接続される第１配管と、阻血用空気袋と阻血用空気袋加減圧手段の間に接続され、かつ、カフ圧力検出手段と流体抵抗を介して接続される第２配管と、サブ空気袋とサブ空気袋圧力検出手段との間に接続され、かつ、サブ空気袋とサブ空気袋加減圧手段と接続される第３配管とを備え、阻血用空気袋加減圧手段とサブ空気袋加減圧手段とによる阻血用空気袋及び前記サブ空気袋の加圧後に、同じ減圧レートで減圧するように、阻血用空気袋加減圧手段とサブ空気袋加減圧手段とを制御して前記脈波信号を得ることを特徴としている。

また、サブ空気袋加減圧手段によりサブ空気袋を規定圧力まで加圧後に、加圧を停止し、阻血用空気袋加減圧手段により阻血用空気袋を収縮期血圧より高い加圧目標圧力まで加圧後に、加圧を停止し、サブ空気袋の規定圧力が加圧目標圧カと異なるか否かの判断を行い、異なる場合にはサブ空気袋加減圧手段により規定圧力と加圧目標圧カとを同じ圧カにする制御を、さらに含むことを特徴としている。

また、サブ空気袋加減圧手段によりサブ空気袋を加圧して規定時間の経過後に、加圧を停止し、阻血用空気袋加減圧手段により阻血用空気袋を収縮期血圧より高い加圧目標圧カまで加圧後に、加圧を停止し、サブ空気袋の規定圧力が加圧目標圧カと異なるか否かの判断を行い、異なる場合にはサブ空気袋加減圧手段により規定圧力を前記加圧目標圧カと同じ圧カにする制御を、さらに含むことを特徴としている。

また、阻血用空気袋加減圧手段とサブ空気袋加減圧手段とによる加圧を同時に開始し、サブ空気袋が規定圧力になるとサブ空気袋加減圧手段を停止し、阻血用空気袋加減圧手段により阻血用空気袋を収縮期血圧より高い加圧目標圧カまで加圧後に、加圧を停止し、サブ空気袋の規定圧力が加圧目標圧カと異なるか否かの判断を行い、異なる場合にはサブ空気袋加減圧手段により規定圧力を加圧目標圧カと同じ圧カにする制御を、さらに含むことを特徴としている。

また、阻血用空気袋加減圧手段とサブ空気袋加減圧手段とによる加圧を同時に開始し、サブ空気袋が規定時間になるとサブ空気袋加減圧手段を停止し、阻血用空気袋加減圧手段により阻血用空気袋を収縮期血圧より高い加圧目標圧カまで加圧後に、加圧を停止し、サブ空気袋の規定圧力が加圧目標圧カと異なるか否かの判断を行い、異なる場合にはサブ空気袋加減圧手段により規定圧力を加圧目標圧カと同じ圧カにする制御を、さらに含むことを特徴としている。

そして、サブ空気袋加減圧手段は、サブ空気袋の圧力信号から検出される血管容積変化に基づく脈波を打ち消すように制御して、脈波検出用空気袋の上流側で検出される脈波の信号を滅衰させることを特徴としている。

ここで、さらなる本発明の特徴は、以下の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、阻血用空気袋とサブ空気袋を同じ減圧速度とすることができ、阻血用吸気袋の加圧後に、独立してサブ空気袋の圧力を調整することが可能となるので、この調整により、阻血用吸気袋の圧力が変化することなく、適切なサブ空気袋の空気量に調整することが可能となり、またサブ空気袋の圧力を調整することにより、阻血用空気袋とサブ空気袋を同じ減圧速度とすること、すなわち、すべての圧力範囲において阻血用空気袋とサブ空気袋を同じ圧力に保つことが可能になるため、サブ空気袋への空気注入量が多すぎた場合に発生する阻血用空気袋の阻血カを弱めてしまう事態及び少なすぎた場合に発生するカフエッジ効果の抑制効果が低減されてしまうことが防止される。

よって、測定部位の形状などの個人差の影響や空気袋の巻き方などを含む、測り方のばらつきの影響をより小さくすることができる。

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。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を備えている。そして、このカフ部材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、各面ファスナー同士を係止することで、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、上記の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とになる。

カフ部材２の内部には、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、この阻血用杢気袋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７が敷設されている。サブ空気袋７と阻血用空気袋８との間にはサブ空気袋７の振動を減衰する破線図示の第１緩衝部材９が設けられている。

また、この阻血用空気袋８の血圧測定部位の接する側に敷設されることで血圧測定部位の血管下流側を圧迫し、かつ下流側の脈波を検出するための破線図示の脈波検出用空気袋５が敷設されており、第２緩衝部材６を介してカフ本体１に固定されている。

このカフ本体１を加圧および減圧するために、阻血用空気袋８は第２配管１２と配管１５に接続されている。また、脈波検出用空気袋５は、第１配管１１に接続されている。この第１配管１１の分岐部１１ａからは上記の第２配管１２の分岐部１２ａとの間に接続された流体抵抗器１４が接続されている。また分岐部１２ａからは配管１５が接続されており、この配管１５の分岐部１５ａには急速排気弁兼定速排気弁２２が接続されている。さらに配管１５には加圧手段であるポンプ２３が接続されている。

また、脈波検出用空気袋５の圧カ変化からカフ圧信号を得るカフ圧力検出手段である圧カセンサ３１は、脈波検出用空気袋５に対して第１配管１１を介して接続されている。またサブ空気袋７は第３配管１３により、サブ空気袋加減圧手段の加圧手段であるポンプ２７が接続されている。またサブ空気袋７の内圧を得るためのサブ空気袋圧力検出手段である圧カセンサ１６は、サブ空気袋７との間で第３配管１３の分岐部１３ａから接続されている。

ここで、上記の第１配管１１、第２配管１２、第３配管１３は軟質チューブからなり、コネクタ１０を介して本体３０に対して着脱自在に設けられている。また、第３配管１３の上流側にはポンプ２７が接続されるとともに、分岐部１３ｂには排気弁兼定速排気弁２６が接続されている。

上記の急速排気弁兼定速排気弁２２は、制御部４８に、また急速排気弁兼定速排気弁２６は、制御部４６に夫々接続されており、中央制御部３５のからの指令で、急速排気弁兼定速排気弁２２、２６は電磁弁のオリフィスの開口面積の開口度合いが制御されるように構成されている。

各ポンプ２３、２７は、モータＭを動力源としており、ポンプ駆動部４９およびポンプ駆動部４７からの電力供給に伴い駆動されることで、外気を開口部２３ａおよび開口部２７ａを介して各ポンプ内に導入する。このように導入された空気により加圧を行い、上記の分岐部１５ａ及び第３配管１３を介して加圧空気を各空気袋内に送ることで加圧ができるように構成されている。

上記の急速排気弁兼定圧排気弁２２は、毎秒２〜４ｍｍＨｇの範囲の減圧速度で減圧が行えるように、電磁力の強さが可変されることで開口面積を可変するように構成されている。このため、制御部４８からのＰＷＭ駆動信号を得ることで任意の減圧速度を設定できるように構成されている。同様に急速排気弁兼定圧排気弁２６も、阻血用空気袋８の圧力とサブ空気袋７の圧カがー定になるように電磁力の強さで開口面積を可変する構造を備えており、制御部４６からのＰＷＭ駆動信号を得ることでサブ空気袋７の圧力を制御できるように構成されている。

一方、上記の流体低抗１４を介して脈波成分が減衰された阻血用空気袋８からの阻血圧カ信号と、脈波検出用空気袋５の圧力変化は、空気袋圧力検出手段である圧カセンサ３１に入カされる。この圧カセンサ３１にはアナログ電気信号に変換する圧力制御部３２が接続されている。また圧力計測部３２には、Ａ／Ｄコンバータ３３が接続されており、アナログ信号をデジタル信号に変換してから中央制御部３５にカフ圧力信号として送り出すように構成されている。

また、サブ空気袋７の圧力変化はサブ空気袋圧カ検出手段である圧カセンサ１６に入カされる。この圧カセンサ１６にはアナログ電気信号に変換する圧力制御部１７が接続されており、この圧力計測部１７には、Ａ／Ｄコンバータ１８が接続されており、デジタル信号を中央制御部３５に対してサブカフ圧力信号として出力するように構成されている。

中央制御部３５は、測定データならびに解析結果の読み書き等を行なうＲＡＭ３８、またカフ庄力信号から重畳している脈波信号を検出するための脈波処理部３９、阻血用空気袋および脈波検出用空気袋の圧力を加圧、減圧するためのカフ制御部４０、サブ空気袋の圧力を加圧、減圧するためのカフ制御部４１、検出した脈波変化とカフ信号から血圧を決定する血圧測定部４２、測定した血圧値を血圧表示手段の液晶表示部３７に表示させるための表示制御部３７と、読み取り可能な各種制御プログラムとし記憶したＲＯＭ３６を含んでいる。なお、ＲＡＭ３８は、中央制御部３５において処理されるプログラムのワークエリアとしても機能する。また中央駆動部３５には、血庄値を表示する血圧表示手段である３７と、上記の各駆動制御を行なう各駆動部が接続されている。また、この中央制御部３５には電池４４及び測定開始スイッチ４３が図示のようにさらに接続されている。

以上のように構成される血圧測定装置ではＲＯＭ３６に予め記憶された各種測定用制衛プログラムを中央制御部３５で読み出し、以下の血庄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。

次に、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断面図、図２(ｂ)は、カフ減圧工程で検出される脈波派形図である。図２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、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７が心臓Ｈ側に位置されるとともに上記の第１遮蔽部材９を介在した状態で阻血用空気袋８に対して固定される状態となる。また、脈波検出用空気袋５には上記の第２遮断部材６が介在されて測定部位の動脈Ｋ上に位置することで、動脈Ｋの拍動に伴い発生する血流から脈波を検出する。また、図２(ｂ)において、後述するカフ減圧工程において、１心拍Ｍ１中において最初にカフエッジに血流が流れた後に脈波Ｍは一旦高まり、脈波検出用空気袋により最大振幅Ｗが検出されることになる。

図３は、以上のように構成される血圧測定装置のカフ加圧ルーチンのフローチャートである。先ず、カフ本体１が、図２で図示したように腕部に装着される。これに続いて、測定開始スイッチ４３が押圧されると、急速排気弁兼定速排気弁２２並びに急速排気弁兼定速排気弁２６の開口面積が全開にされることで各空気袋の排気を行なう。以上の動作でステップＳ１において各空気袋内の残留空気の排気が終了すると、圧カセンサ３１および圧カセンサ１６のゼロセット(初期化)が行なわれる。

これに続き、ステップＳ２に進み急速排気弁兼定速排気弁２２ならびに急速排気弁兼定速排気弁２６が全閉される。以上で、各空気袋への加圧準備が整う。続く、ステヅプＳ３ではポンプ２３およびポンプ２７への通電が行なわれる。この後に、ステップＳ４において規定圧力(阻血の障害にならず、カフエッジ効果を低減できるようにサブ空気袋７を膨らませるような圧力)になったか否かをチェックし、規定圧力になったらステップＳ５に進みポンプ２７への通電を停止する。このとき、阻血用空気袋８の圧力が、予測される収縮期血圧より２０〜３０ｍｍＨｇ高い加圧設定値になるようにポンプ２３の連続駆動が行なわれる。続いて、ステップＳ６では阻血用空気袋の圧力が加圧設定値になったか否かが判断され、加圧設定値になると、ステップＳ７においてポンプ２３の駆動を停止する。

この後、サブ空気袋７の圧力を調整するステップＳ８に進み、サブ空気袋７の圧力を確認し、サブ空気袋７の圧力が阻血用空気袋８の圧力と等しくない場合には、ステップＳ９に進む。このステップＳ９ではサブ空気袋の圧カと、阻血用空気袋の圧力の比較が行なわれ、サブ空気袋の圧力が阻血用空気袋より低い場合はステップＳ１０に進みポンプ２７
に通電した後に、ステップＳ８に戻る。逆に、サブ空気袋の圧力が阻血用空気袋の圧カより高い場合はステップＳ１１に進み急速排気弁兼定速排気弁２６を駆動して所定時間開いた後に閉じてから、ステップＳ８に戻る。

以上のように制御することで、サブ空気袋の圧カが加圧設定値と等しくなると、ステップＳ１２の減圧ルーチンに進む。

図４のカフ減圧ルーチンにおいて、ステップＳ２０に進むと急速排気弁兼定速排気弁２２により定速排気が開始される。即ち、カフ圧制御部４０によりカフ圧力検出部からの信号を用いて、減圧速度が２〜４ｍｍＨｇ／秒になるように急速排気弁兼定速排気弁２２の開口面積を可変制御する定速減圧が開始される。またこの定速減圧にあわせ、サブ空気袋の圧力を、阻血用空気袋の圧力と等しくなるように急速排気弁兼定速排気弁２６が制御される。サブカフ圧制御部４１は、カフ圧力検出部からの信号を用いて、サブ空気袋の圧力が阻血用空気袋の圧力より乖離した場合に、急速排気弁兼定速排気弁２６の開口面積を調整することにより乖離をなくすように制御する。またサブカフ圧制御部４１は、減圧速度が２〜４ｍｍＨｇ／秒の圧力変化より早い変化成分である脈波の変化を検出した場合には、それを打ち消すように急速排気弁兼定速排気弁２６の開口面積を調整することで、早い圧力変化の成分を減少させる。これらの急速排気弁兼定速排気弁２２、２６の開口部の調整は、次のステップＳ２１以降の処理ループとは独立に割り込みタイマーなどを使用し適時制御の処理が実行される。

ステップＳ２１では、カフ圧力検出部からカフ圧力を得る、また次のステップＳ２２では脈波処理部３９で脈波の検出をしたか否かの判断がなされ、検出されるとステップＳ２３においてカフ圧力と脈波振幅とを一組にしてＲＡＭ３８に記憶する。脈波処理部３９で脈波が検出されなかった場合には、ステップＳ２２に戻り脈波処理部３9で脈波か検出されるまで処理がループされる。

このステップＳ２３で、脈波振幅が心拍ごとに減少する現象が検出されたら、今までに検出された脈波の最大振幅値を検出する。最大脈波振幅値に該当する脈波が検出されたカフ圧力より低いカフ圧力にて検出された脈波について、脈波の最大幅値に所定比率をかけた値以下である例えば振幅が最大脈波振幅値の６割以下になる脈波の検出を行い、それが３拍続いた場合に、その最初に６０％以下になった時のカフ圧力を拡張期血圧として決定し、その時のカフ圧を拡張期血圧値としてＲＡＭ３６に記録してステップＳ２５に進む。拡張期血圧として決定されなかった場合には、ステップＳ２２に戻り、次の脈波を検出するまで上記の処理ループを繰り返す。この後、ステップＳ２５では急速排気弁兼定速排気弁２２ならびに急速排気弁兼定速排気弁２６の開口面積を全開にすることにより、各空気袋を大気圧にする。これに続いてステップＳ２６で、ＲＡＭ３６に時系列的に記憶された脈波振幅とカフ圧のペアを脈波振幅の最大値を検出した脈波から、時系列を逆に呼び出し、規定値以上に脈波振幅が急に小さくなるポイントを検出して、その時のカフ圧を収縮期血圧値としてＲＡＭ３６に記録する。

そして、ステップＳ２７でＲＡＭ３６に記億して収縮期血圧値と拡張期血圧値を表示部３７に表示して一連の血圧測定動作を終了する。

再度、図２を参照して、収縮期血圧の測定タイミングの、通常のオシロメトリック法で使用されるカフ下での血管容積変化は、カフ下の中央部および下流部側の血管は圧閉された状態で、カフ下の中央部より上流側の血管のみが全開と圧閉を繰り返している状態であるので、カフ下の全血管容積全体の約５０％に相当する。この理由により、通常のオシロメトリック法の血圧計では検出された最大脈波振幅の約５割の脈波振幅になるタイミングのカフ内圧値を収縮期血圧値とする方法を採用している。

しかし、この割合は、カフの巻き方によるカフ下の血管押さえ力のぱらつきで生じ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、および、カフを巻く強さによるカフ空気量の違いから発生するカフの圧力とコンプライアンスとの関連のバラツキ、また、最大脈波振幅の大きさに関連する末梢部位の血管内圧の上昇のバラツキの影響を受けることになる。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間の短さによる欝血の程度が影響する。これらは、生体の血圧値、血管の太さ、弾性特性、末梢循環の悪さに依存する部分が大きく、個体差の生じる原因になっている。

しかし、上記のように構成される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用空気袋と、カフ上流部で不足する阻血力の不足(カフエッジ効果)を抑制するためのサブ空気袋からなるトリプルカフにおいて、上記のように独立してサブ空気袋の圧力を調整することが可能となった結果、振動をサブ空気袋の圧カ信号として取り出し、サブ空気袋加減圧制御手段により、振動を打ち消すようにフィードバックをかけながら、サブ空気袋の圧カをコントロールすることが可能となる。これにより、サブ空気袋下の容積変化による圧信号変化自体を抑えることが可能となり、サブ空気袋と阻血用空気袋間の振動の伝達を大きく押さえることが可能となった。その結果、脈波振幅が急に小さくなるポイントを検出することにより、収縮期血圧値を決定することが可能となった。

本発明の一実施形態になる血圧計測装置のブロック図である。 (ａ)は、カフ本体１を上腕に装着した後の様子を図示した断面図、(ｂ)はカフ減圧工程で検出される脈波派形図である。 血圧測定装置のカフ加圧ルーチンの動作説明フローチャートである。 血圧測定装置のカフ減圧ルーチンの動作説明フローチャートである。

符号の説明

１ カフ本体
２ カフ部材
５ 脈波検出用空気袋
７ サブ空気袋
８ 阻血用空気袋
１１ 第１配管
１２ 第２配管
１３ 第３配管
１４ 流体抵抗器
２２ 急速排気弁兼定速排気弁(阻血用空気袋および脈演検出用空気袋用)
２３ ポシプ(阻血用空気袋および脈波検出用空気袋の加減圧手段)
２６ 急速排気弁兼定速排気弁(サブ空気袋用)
２７ ポンプ(サブ空気袋の加減圧手段)
３１ 圧カセンサ(カフ圧力検出手段)
１６ 圧カセンサ(サブ空気袋圧カ検出手段)
Ｈ 心臓
Ｋ 動脈

Claims (6)

1. 血圧測定部位に対して脱着自在に設けられるカフ部材と、
   前記カフ部材が血圧測定部位に接する側に敷設され、血圧測定部位を圧迫する阻血用空気袋と、
   前記阻血用空気袋が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の接する側に敷設され、血圧測定部位の中央部から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、
   前記阻血用空気袋及び前記脈波検出用空気袋を加減圧する阻血用空気袋加減圧手段と、
   前記サブ空気袋を加減圧するサブ空気袋加減圧手段と、
   前記脈波検出用空気袋からカフ圧信号を得るカフ圧力検出手段と、
   前記サブ空気袋からサブ空気袋圧信号を得るサブ空気袋圧力検出手段と、
   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決定手段と、
   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１配管と、
   前記阻血用空気袋と前記阻血用空気袋加減圧手段の間に接続され、かつ、前記カフ圧力検出手段と流体抵抗を介して接続される第２配管と、
   前記サブ空気袋と前記サブ空気袋圧力検出手段との間に接続され、かつ、前記サブ空気袋と前記サブ空気袋加減圧手段と接続される第３配管とを備え、
   前記阻血用空気袋加減圧手段と前記サブ空気袋加減圧手段とによる前記阻血用空気袋及び前記サブ空気袋の加圧後に、同じ減圧レートで減圧するように、前記阻血用空気袋加減圧手段と前記サブ空気袋加減圧手段とを制御して前記脈波信号を得ることを特徴とする血圧測定装置。
2. 前記サブ空気袋加減圧手段により前記サブ空気袋を規定圧力まで加圧後に、加圧を停止し、
   前記阻血用空気袋加減圧手段により前記阻血用空気袋を収縮期血圧より高い加圧目標圧力まで加圧後に、加圧を停止し、
   前記サブ空気袋の前記規定圧力が前記加圧目標圧カと異なるか否かの判断を行い、異なる場合には前記サブ空気袋加減圧手段により前記規定圧力と前記加圧目標圧カとを同じ圧カにする制御を、さらに含むことを特徴とする請求項１に記載の血圧測定装置。
3. 前記サブ空気袋加減圧手段により前記サブ空気袋を加圧して規定時間の経過後に、加圧を停止し、
   前記阻血用空気袋加減圧手段により前記阻血用空気袋を収縮期血圧より高い加圧目標圧カまで加圧後に、加圧を停止し、
   前記サブ空気袋の前記規定圧力が前記加圧目標圧カと異なるか否かの判断を行い、異なる場合には前記サブ空気袋加減圧手段により前記規定圧力を前記加圧目標圧カと同じ圧カにする制御を、さらに含むことを特徴とする請求項１に記載の血圧測定装置。
4. 前記阻血用空気袋加減圧手段と前記サブ空気袋加減圧手段とによる加圧を同時に開始し、前記サブ空気袋が規定圧力になると前記サブ空気袋加減圧手段を停止し、
   前記阻血用空気袋加減圧手段により前記阻血用空気袋を収縮期血圧より高い加圧目標圧カまで加圧後に、加圧を停止し、
   前記サブ空気袋の前記規定圧力が前記加圧目標圧カと異なるか否かの判断を行い、異なる場合には前記サブ空気袋加減圧手段により前記規定圧力を前記加圧目標圧カと同じ圧カにする制御を、さらに含むことを特徴とする請求項１に記載の血圧測定装置。
5. 前記阻血用空気袋加減圧手段と前記サブ空気袋加減圧手段とによる加圧を同時に開始し、前記サブ空気袋が規定時間になると前記サブ空気袋加減圧手段を停止し、
   前記阻血用空気袋加減圧手段により前記阻血用空気袋を収縮期血圧より高い加圧目標圧カまで加圧後に、加圧を停止し、
   前記サブ空気袋の前記規定圧力が前記加圧目標圧カと異なるか否かの判断を行い、異なる場合には前記サブ空気袋加減圧手段により前記規定圧力を前記加圧目標圧カと同じ圧カにする制御を、さらに含むことを特徴とする請求項１に記載の血圧測定装置。
6. 前記サブ空気袋加減圧手段は、前記サブ空気袋の圧力信号から検出される血管容積変化に基づく脈波を打ち消すように制御して、前記脈波検出用空気袋の上流側で検出される脈波の信号を滅衰させることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の血圧測定装置。

Images