JP5801660B2 - Automatic blood pressure measurement device - Google Patents
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Description
本発明は、腕、足首のような生体の肢体である被圧迫部位内の動脈から発生する脈波を検出するためにその被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備えた自動血圧測定装置に関するものである。 The present invention relates to an automatic blood pressure measurement device having a compression band wound around a compression site in order to detect a pulse wave generated from an artery in the compression site that is a limb of a living body such as an arm or an ankle. is there.
生体の被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、その圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程でその圧迫帯内の圧力振動である脈波を逐次抽出し、その脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する自動血圧測定装置が知られている。上記圧迫帯に備えられる膨張袋は、被圧迫部位の径に対して十分に大きい圧迫幅寸法を必要として比較的大きな容量のものであることから、被圧迫部位内の動脈の容量変化に応答して発生する圧力振動である脈波は微弱な信号となる傾向にあるため、測定精度を低下させる一因となっていた。 A compression band wound around the compressed part of the living body, and in the process of changing the compression pressure value of the compression band, pulse waves that are pressure oscillations in the compression band are sequentially extracted, and based on the change of the pulse wave There is known an automatic blood pressure measurement device that determines a blood pressure value of a living body. The inflatable bag provided in the compression band requires a sufficiently large compression width dimension with respect to the diameter of the compressed part and has a relatively large capacity, so that it responds to changes in the volume of the artery in the compressed part. The pulse wave, which is the pressure vibration generated in this way, tends to be a weak signal, which has been a factor in reducing the measurement accuracy.
これに対して、特許文献1に示されるように、動脈の容量変化を明確に検出するために、主膨張袋と比べて少容量の検出用膨張袋をその幅方向の全体が上記主膨張袋の内側の一部と重なるように設けるとともに、検出用膨張袋と主膨張袋との間に遮蔽板を設けた2層構造の圧迫帯が提案されている。これによれば、主膨張袋の一部による加圧が被圧迫部位へ直接に行われつつ主膨張袋の他部による加圧が検出用膨張袋を通して間接的に行われる。
On the other hand, as shown in
しかし、上記特許文献1に示される従来の2層構造の圧迫帯を備える自動血圧測定装置によれば、生体の皮膚側に検出用膨張袋が位置していることにより主膨張袋の圧力が適正に動脈に加えられないので、正確な脈波が得られ難く、その脈波に基づいて決定される最低血圧値の精度が低いという不都合があった。
However, according to the conventional automatic blood pressure measuring device having the two-layered compression band shown in
本発明の目的とするところは、精度の高い最低血圧値を決定することができる自動血圧測定装置を提供することである。 An object of the present invention is to provide an automatic blood pressure measurement device capable of determining a highly accurate minimum blood pressure value.
本発明者は、以上の事情を背景として、圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程において逐次算出される圧迫下の動脈の脈波伝播速度を観察するうち、脈波伝播速度は圧迫圧力値が大きくなるほど遅くなると共に、圧迫圧力値に対する脈波伝播速度の変化率は生体の最低血圧値付近領域において急激に変化することを見出した。そして、圧迫圧力値が最低血圧値付近であるときの脈波伝播速度は被測定者によって様々であるが、圧迫圧力値が最低血圧値付近であるときの脈波伝播速度の変化率は被測定者に拘わらず同様に急激に変化することを見出した。本発明はかかる知見に基づいて為されたものである。 Based on the above circumstances, the inventor observes the pulse wave velocity of the artery under compression that is sequentially calculated in the process of changing the compression pressure value of the compression band. It has been found that the larger the value, the slower the rate, and the rate of change of the pulse wave velocity with respect to the compression pressure value changes abruptly in the region near the minimum blood pressure value of the living body. The pulse wave velocity when the compression pressure value is near the minimum blood pressure value varies depending on the person being measured, but the rate of change in the pulse wave velocity when the compression pressure value is near the minimum blood pressure value is measured. It has been found that it changes abruptly similarly regardless of the person. The present invention has been made based on such findings.
すなわち、請求項1にかかる発明の要旨とするところは、(a) 生体の被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、その圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程でその圧迫帯内の圧力振動である脈波を逐次抽出し、その脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する自動血圧測定装置であって、(b) 前記圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程において、前記圧迫帯による圧迫下の動脈における脈波伝播速度を逐次算出し、前記圧迫圧力値に対する前記逐次算出される脈波伝播速度の変化率が、前記圧迫圧力値が下限値から増加するに伴って前記変化率が連続的に増加する領域において、予め設定された変化率判定値を通過するときの前記圧迫圧力値を、前記生体の最低血圧値として決定することにある。
That is, the gist of the invention according to
また、請求項2にかかる発明の要旨とするところは、請求項1にかかる発明において、(a) 前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有するものであり、(b) 前記圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程において、前記複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の下流側に位置する下流側膨張袋からの脈波と、その下流側膨張袋よりも上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波との位相差を逐次算出し、その位相差が予め設定された位相差判定値を通過し、且つ前記脈波伝播速度の変化率が前記変化率判定値を通過したときの前記圧迫帯の圧迫圧力値を、前記生体の最低血圧値として決定することにある。
The gist of the invention according to
また、請求項3にかかる発明の要旨とするところは、請求項2にかかる発明において、(a) 前記位相差は、前記下流側膨張袋からの脈波の立ち上がり点と、前記所定の膨張袋からの脈波の立ち上がり点との時間差であり、(b) 昇圧させた前記圧迫帯の圧迫圧力値を降圧させる過程において、前記逐次算出される位相差が予め設定された第1時間差判定値よりも小さくなったときの前記圧迫帯の圧迫圧力値を、前記生体の最低血圧値として決定することにある。
The gist of the invention according to
また、請求項4にかかる発明の要旨とするところは、請求項1乃至3のいずれか1つにかかる発明において、前記圧迫帯は、前記被圧迫部位の長手方向に所定間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および前記下流側膨張袋と、前記被圧迫部位の長手方向において連なるように前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、それら上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する中間膨張袋とを有するものであることにある。 According to a fourth aspect of the present invention, in the invention according to any one of the first to third aspects, the compression band is located at a predetermined interval in a longitudinal direction of the pressed portion. A pair of upstream inflatable bags and the downstream inflatable bags made of a flexible sheet are arranged between the upstream inflatable bag and the downstream inflatable bag so as to be continuous in the longitudinal direction of the pressed portion, and these upstream sides The expansion bag and the downstream expansion bag have an intermediate expansion bag having an air chamber independent of the expansion bag and the downstream expansion bag.
また、請求項5にかかる発明の要旨とするところは、請求項4にかかる発明において、昇圧させた前記圧迫帯の圧迫圧力値を、前記上流側膨張袋、前記中間膨張袋、および前記下流側膨張袋により前記被圧迫部位を同じ圧力で圧迫する状態で降圧させる過程において、時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される前記下流側膨張袋からの脈波の立ち上がり点と前記中間膨張袋からの脈波の立ち上がり点との時間差が予め設定された前記第1時間差判定値よりも小さくなり、且つ前記二次元座標内に示される前記中間膨張袋からの脈波の立ち上がり点と前記上流側膨張袋からの脈波の立ち上がり点との時間差が予め設定された第2時間差判定値よりも小さくなったときにおける前記中間膨張袋の圧迫圧力値を、前記生体の最低血圧値として決定することにある。
Further, the gist of the invention according to claim 5 is the invention according to
また、請求項6にかかる発明の要旨とするところは、請求項1乃至5のいずれか1つにかかる発明において、(a) 前記複数の膨張袋内の圧力を検出する圧力センサを備え、(b) 前記被圧迫部位に巻き付けられた前記圧迫帯の複数の膨張袋の圧迫圧力値をその被圧迫部位内の動脈を止血するのに十分な値まで昇圧させた後、その圧迫帯の圧迫圧力値を降圧させる過程において、所定量の除速降圧毎に圧迫帯の圧迫圧力値を所定時間保持し、その所定時間内に前記圧迫帯内の圧力振動である脈波を検出することにある。
Further, the gist of the invention according to claim 6 is that, in the invention according to any one of
請求項1にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程において、圧迫帯による圧迫下の動脈における脈波伝播速度を逐次算出し、圧迫圧力値に対する前記逐次算出される脈波伝播速度の変化率が、圧迫圧力値が下限値から増加するに伴って前記変化率が連続的に増加する領域において、予め設定された変化率判定値を通過するときの圧迫圧力値を、生体の最低血圧値として決定する。よって、脈波伝播速度は圧迫圧力値が大きくなるほど遅くなると共に、圧迫圧力値に対する脈波伝播速度の変化率は被測定者に拘わらず生体の最低血圧値付近領域において急激に変化することを利用して、最低血圧値が決定されるので、精度の高い最低血圧値が得られる。
According to the automatic blood pressure measurement device of the invention of
また、請求項2にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有するものであり、前記圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程において、前記複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の下流側に位置する下流側膨張袋からの脈波と、その下流側膨張袋よりも上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波との位相差を逐次算出し、その位相差が予め設定された位相差判定値を通過し、且つ前記脈波伝播速度の変化率が前記変化率判定値を通過したときの前記圧迫帯の圧迫圧力値を、前記生体の最低血圧値として決定することから、相互間が圧力変動に関して独立状態とされた複数の膨張袋から生体の被圧迫部位内の動脈に圧迫圧力を均等な圧力分布で加えることで各々の膨張袋から正確な脈波がそれぞれ得られるので、それら脈波間の位相差に基づいて精度の高い最低血圧値が得られる。
According to the automatic blood pressure measurement device of the invention according to
また、請求項3にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記位相差は、前記下流側膨張袋からの脈波の立ち上がり点と、前記所定の膨張袋からの脈波の立ち上がり点との時間差であり、昇圧させた前記圧迫帯の圧迫圧力値を降圧させる過程において、前記逐次算出される位相差が予め設定された第1時間差判定値よりも小さくなったときの圧迫帯の圧迫圧力値を、前記生体の最低血圧値として決定する。そのため、圧迫帯による圧迫下の動脈における脈波の伝播が比較的遅い場合と、圧迫帯による圧迫下の動脈における脈波の伝播が比較的速い場合とを区別し、圧迫帯による圧迫下の動脈における脈波伝播時間が所定時間より小さくなると共に脈波伝播速度が所定速度より大きくなったときの圧迫帯の圧迫圧力値を、生体の最低血圧値として決定するので、精度の高い最低血圧値が得られる。
According to the automatic blood pressure measurement device of the invention of
また、請求項4にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記圧迫帯は、被圧迫部位の長手方向に所定間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および前記下流側膨張袋と、被圧迫部位の長手方向において連なるように上記上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、それら上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する中間膨張袋とを有するものであることから、被圧迫部位の長手方向において連なり相互間が圧力変動に関して独立状態とされた上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋から生体の被圧迫部位内の動脈に圧迫圧力が均等な圧力分布で加えられることで正確な脈波が得られるので、それら脈波間の位相差に基づいて精度の高い最低血圧値が得られる。
According to the automatic blood pressure measurement device of the invention according to
また、請求項5にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、昇圧させた前記圧迫帯の圧迫圧力値を、前記上流側膨張袋、前記中間膨張袋、および前記下流側膨張袋により被圧迫部位を同じ圧力で圧迫する状態で降圧させる過程において、時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される前記下流側膨張袋からの脈波の立ち上がり点と前記中間膨張袋からの脈波の立ち上がり点との時間差が予め設定された前記第1時間差判定値よりも小さくなり、且つ前記二次元座標内に示される前記中間膨張袋からの脈波の立ち上がり点と前記上流側膨張袋からの脈波の立ち上がり点との時間差が予め設定された第2時間差判定値よりも小さくなったときにおける前記中間膨張袋の圧迫圧力値を、前記生体の最低血圧値として決定する。そのため、圧迫帯による圧迫下の動脈における脈波の伝播が比較的遅い場合と、圧迫帯による圧迫下の動脈における脈波の伝播が比較的速い場合とを区別し、圧迫帯による圧迫下の動脈における各膨張袋間の脈波伝播時間が所定時間より小さくなると共に脈波伝播速度が所定速度より大きくなったときの中間膨張袋の圧迫圧力値を、生体の最低血圧値として決定するので、精度の高い最低血圧値が得られる。 According to the automatic blood pressure measurement device of the invention of claim 5, the compressed pressure value of the compressed compression band is compressed by the upstream inflation bag, the intermediate inflation bag, and the downstream inflation bag. In the process of lowering the pressure with the same pressure, the rising point of the pulse wave from the downstream inflation bag and the pulse wave from the intermediate inflation bag shown in the two-dimensional coordinates of the time axis and the compression pressure value axis The time difference from the rising point of the pulse is smaller than the first time difference determination value set in advance, and the rising point of the pulse wave from the intermediate inflation bag shown in the two-dimensional coordinates and the upstream inflation bag The compression pressure value of the intermediate inflation bag when the time difference from the rising point of the pulse wave is smaller than a preset second time difference determination value is determined as the minimum blood pressure value of the living body. Therefore, it distinguishes between the case where the pulse wave propagation in the artery under compression by the compression band is relatively slow and the case where the pulse wave propagation in the artery under compression by the compression band is relatively fast, and the artery under compression by the compression band The pressure value of the intermediate inflation bag when the pulse wave propagation time between the inflation bags is less than the predetermined time and the pulse wave velocity is greater than the prescribed speed is determined as the minimum blood pressure value of the living body. High minimum blood pressure value is obtained.
また、請求項6にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、複数の膨張袋内の圧力を検出する圧力センサを備え、被圧迫部位に巻き付けられた圧迫帯の複数の膨張袋の圧迫圧力値をその被圧迫部位内の動脈を止血するのに十分な値まで昇圧させた後、その圧迫帯の圧迫圧力値を降圧させる過程において、所定量の除速降圧毎に圧迫帯の圧迫圧力値を所定時間保持し、その所定時間内に前記圧迫帯内の圧力振動である脈波を検出することから、圧迫圧力値が一定であるときに脈波が検出されるので、正確な脈波を得ることができる。また、上記所定時間内に複数の脈波を検出し、それら複数の脈波の平均値に基づいて最低血圧値が決定される場合には、より精度の高い最低血圧値が得られる。 In addition, according to the automatic blood pressure measurement device of the invention according to claim 6, the pressure sensor is provided with a pressure sensor for detecting pressure in the plurality of inflatable bags, and the compression pressure values of the plurality of inflatable bags in the compression band wound around the compressed portion. In the process of increasing the pressure to a value sufficient for hemostasis of the artery in the compression site, and reducing the compression pressure value of the compression band, the compression pressure value of the compression band Since a pulse wave that is a pressure oscillation in the compression band is detected for a predetermined time and a pulse wave is detected when the compression pressure value is constant, an accurate pulse wave is obtained. be able to. Further, when a plurality of pulse waves are detected within the predetermined time and a minimum blood pressure value is determined based on an average value of the plurality of pulse waves, a more accurate minimum blood pressure value is obtained.
以下、本発明の一実施例を図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の実施例において図は適宜簡略化或いは変形されており、各部の寸法比および形状等は必ずしも正確に描かれていない。 Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In the following embodiments, the drawings are appropriately simplified or modified, and the dimensional ratios, shapes, and the like of the respective parts are not necessarily drawn accurately.
図1は、被圧迫部位である生体の肢体たとえば上腕10に巻き付けられた上腕用の圧迫帯12を備えた本発明の一例の自動血圧測定装置14を示している。この自動血圧測定装置14は、上腕10内の動脈16を止血するのに十分な値まで昇圧させた圧迫帯12の圧迫圧を降圧させる過程において、動脈16の容積変化に応答して発生する圧迫帯12内の圧力振動である脈波(後述の図6〜図13参照)を逐次抽出し、その脈波の変化に基づいてその生体の最高血圧値SBPおよび最低血圧値DBPを測定するものである。
FIG. 1 shows an automatic blood
図2は圧迫帯12の外周面を示す一部を切り欠いた図である。図2に示すように、圧迫帯12は、PVC等の合成樹脂により裏面が相互にラミネートされた合成樹脂繊維製の外周側面不織布20aおよび図示しない内周側不織布から成る帯状外袋20と、その帯状外袋20内において幅方向に順次収容され、たとえば軟質ポリ塩化ビニールシートなどの可撓性シートから構成されて独立して上腕10を圧迫可能な上流側膨張袋22、中間膨張袋24、および下流側膨張袋26とを備え、外周側面不織布20aの端部に取り付けられた面ファスナ28に前記内周側不織布の端部に取り付けられた図示しない起毛パイルが着脱可能に接着されることにより、上腕10に着脱可能に装着されるようになっている。上腕10に装着された状態においては、下流側膨張袋26は上流側膨張袋22および中間膨張袋24よりも上腕10内の動脈16の下流側に位置させられる。また、中間膨張袋24は下流側膨張袋26よりも上流側に位置させられ、上流側膨張袋22は下流側膨張袋26および中間膨張袋24よりも上流側に位置させられる。上流側膨張袋22、中間膨張袋24、および下流側膨張袋26は、幅方向に連ねられて前記上腕10を各々圧迫する独立した気室をそれぞれ有するとともに、管接続用コネクタ32、34、および36を外周面側に備えている。それら管接続用コネクタ32、34、および36は、外周側面不織布20aを通して圧迫帯12の外周面に露出されている。
FIG. 2 is a partially cutaway view showing the outer peripheral surface of the
図3は圧迫帯12内に備えられた上流側膨張袋22、中間膨張袋24、および下流側膨張袋26を示す平面図であり、図4はそれらを幅方向すなわち図3の矢印a方向に切断した断面図である。上流側膨張袋22、中流側膨張袋24、および下流側膨張袋26は、それらにより圧迫された動脈16の容積変化に応答して発生する圧力振動である脈波を検出するためのものであり、それぞれ長手状を成している。上流側膨張袋22および下流側膨張袋26は中間膨張袋24の両側に隣接した状態で配置されている。また、中間膨張袋24は上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の間に挟まれた状態で圧迫帯12の幅方向の中央部に配置されている。なお、圧迫帯12が前記上腕10に巻き付けられた状態においては、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26は上記上腕10の長手方向に所定間隔を隔てて位置させられ、また、中間膨張袋24は上記上腕10の長手方向において連なるように上記上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の間に配置させられる。
3 is a plan view showing the
中間膨張袋24は所謂マチ構造の側縁部を両側に備えている。すなわち、中間膨張袋24の上腕10の長手方向における両端部には、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝24fおよび24fがそれぞれ形成されている。そして、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の中間膨張袋24に隣接する側の隣接側端部22aおよび26aが上記一対の折込溝24fおよび24f内に差し入れられて配置されるようになっている。これにより、中間膨張袋24の両端部と上流側膨張袋22の隣接側端部22aおよび下流側膨張袋26の隣接側端部26aとが相互に重ねられた構造すなわちオーバラップ構造となるので、上流側膨張袋22、中間膨張袋24、および下流側膨張袋26が等圧で上腕10を圧迫したときにそれらの境界付近においても均等な圧力分布が得られる。
The intermediate
上流側膨張袋22および下流側膨張袋26も、所謂マチ構造の側縁部を中間膨張袋24とは反対側の端部22bおよび26bに備えている。すなわち、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の中間膨張袋24とは反対側の端部22bおよび26bには、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る折込溝22fおよび26fがそれぞれ形成されている。それら折込溝22fおよび26fを構成するシートは、幅方向に飛び出ないように、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26内に配置された貫通穴を備える接続シート38、40を介してその反対側部分すなわち中間膨張袋24側の部分に接続されている。これにより、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の端部22bおよび26bにおいても前記上腕10の動脈16に対する圧迫圧が他の部分と同様に得られるので、圧迫帯12の幅方向の有効圧迫幅がその幅寸法と同等になる。圧迫帯12の幅方向は12cm程度であり、その幅方向に3つの上流側膨張袋22、中間膨張袋24、および下流側膨張袋26が配置された構造であるから、それぞれが実質的に4cm程度の幅寸法とならざるを得ない。このような狭い幅寸法であっても圧迫機能を十分に発生させるために、中間膨張袋24の両端部24aおよび24bと上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の隣接側端部22aおよび26aとが相互に重ねられたオーバラップ構造とされるとともに、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の中間膨張袋24とは反対側の端部22bおよび26bが所謂マチ構造の側縁部とされている。
The upstream
上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の中間膨張袋24側の端部22aおよび26aと、それが差し入れられている一対の折込溝24fおよび24fの内壁面すなわち相対向する溝側面との間には、圧迫帯12の長手方向の曲げ剛性よりもその圧迫帯12の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状の遮蔽部材42がそれぞれ介在させられている。この遮蔽部材42は、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26、或いは中間膨張袋24と同様の長さ寸法を備えている。本実施例では、図3、図4に示すように、上流側膨張袋22の端部22aとそれが差し入れられている折込溝24fとの間の隙間のうちの外周側の隙間、および、下流側膨張袋26の端部26aとそれが差し入れられている折込溝24fとの間の隙間のうちの外周側の隙間に、長手状の遮蔽部材42がそれぞれ介在させられているが、内周側隙間にも介在させられてもよい。内周側隙間に比較して外周側隙間の方が遮蔽効果が大きいので、少なくとも外周側隙間に設けられればよい。
Between the
上記遮蔽部材42は、上腕10の長手方向すなわち圧迫帯12の幅方向に平行な樹脂製の複数本の可撓性中空管44が互いに平行な状態で、上腕10の周方向すなわち圧迫帯12の長手方向に連ねて配列されるとともに、それら可撓性中空管44が型成形或いは接着により直接に或いは粘着テープなどの可撓性シート等の他の部材を介して間接的に相互に連結されることにより構成されている。上記遮蔽部材42は、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の中間膨張袋24側の端部22aおよび26aの外周側の複数箇所に設けられた複数の掛止シート46に掛け止められている。
The shielding
図1に戻って、自動血圧測定装置14においては、空気ポンプ50、急速排気弁52、および排気制御弁54が主配管56にそれぞれ接続されている。その主配管56からは、上流側膨張袋22に接続された第1分岐管58、中間膨張袋24に接続された第2分岐管62、および下流側膨張袋26に接続された第3分岐管64がそれぞれ分岐させられている。上記第1分岐管58は、空気ポンプ50と上流側膨張袋22との間を直接開閉するための第1開閉弁E1を直列に備えている。また、上記主配管56は、空気ポンプ50、急速排気弁52、および排気制御弁54と、上記各分岐管との間を直接開閉するための第2開閉弁E2を直列に備えている。また、上記第3分岐管64は、空気ポンプ50と下流側膨張袋26との間を直接開閉するための第3開閉弁E3を直列に備えている。そして、上流側膨張袋22内の圧力値を検出するための第1圧力センサPT1が第1分岐管58に接続され、中間膨張袋24内の圧力値を検出するための第2圧力センサPT2が第2分岐管62に接続され、下流側膨張袋26内の圧力値を検出するための第3圧力センサPT3が第3分岐管64に接続されている。
Returning to FIG. 1, in the automatic blood
上記第1圧力センサPT1、第2圧力センサPT2、および第3圧力センサPT3から電子制御装置70には、上流側膨張袋22内の圧力値すなわち上流側膨張袋22の圧迫圧力値PC1を示す出力信号、中間膨張袋24内の圧力値すなわち中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2を示す出力信号、および下流側膨張袋26内の圧力値すなわち下流側膨張袋26の圧迫圧力値PC3を示す出力信号がそれぞれ供給される。電子制御装置70は、CPU72、RAM74、ROM76、および図示しないI/Oポートなどを含む所謂マイクロコンピュータである。この電子制御装置70は、CPU72がRAM74の記憶機能を利用しつつ予めROM76に記憶されたプログラムにしたがって入力信号を処理し、電動式の空気ポンプ50、急速排気弁52、排気制御弁54、第1開閉弁E1、第2開閉弁E2、および第3開閉弁E3をそれぞれ制御することにより、膨張袋22、24、および26にそれぞれ圧迫された上腕10の動脈16の容積変化に応答してそれぞれ発生する膨張袋22、24、および26内の圧力振動である脈波を示す脈波信号SM1、SM2、およびSM3(後述の図6〜図13参照)をそれぞれ採取する。また、電子制御装置70は、それら脈波信号SM1、SM2、およびSM3に基づいて前記生体の最高血圧値SBPおよび最低血圧値DBPを算出し、表示装置78にその演算結果である測定値を表示させる。この電子制御装置70には、上記第1圧力センサPT1、第2圧力センサPT2、および第3圧力センサPT3からの出力信号に加え、血圧測定スタートセンサ80からの出力信号が供給される。上記血圧測定スタートセンサ80は、血圧測定開始の合図となる信号を出力するものであり、例えば図示しない起動操作装置が操作されることで上記信号を出力するようになっている。
From the first pressure sensor PT1, the second pressure sensor PT2, and the third pressure sensor PT3, an output indicating the pressure value in the
図5は、電子制御装置70に備えられた制御機能の要部を説明するための機能ブロック線図である。図5において、カフ圧制御手段82は、血圧測定開始の合図となる信号が血圧測定スタートセンサ80から供給された場合に、空気ポンプ50、急速排気弁52、排気制御弁54、第1開閉弁E1、第2開閉弁E2、および第3開閉弁E3をそれぞれ制御することにより、膨張袋22、24、および26による上腕10の動脈16への圧迫圧力値PCをその動脈16における最高血圧値SBPよりも充分に高い値に予め設定された昇圧目標圧力値PCM(たとえば180mmHg)まで同時に急速に昇圧する。例えば、中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2が上記昇圧目標圧力値PCM以上となるまで各膨張袋を昇圧する。続いて、カフ圧制御手段82は、上記昇圧させた膨張袋22、24、および26の圧迫圧力値PCを例えば2〜3mmHg/secに予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に徐速降圧させる。このとき、カフ圧制御手段82は、所定量(たとえば1〜10mmHgの範囲内)の除速降圧毎に膨張袋22、24、および26の圧迫圧力値PCをそれぞれ所定時間保持する。そして、カフ圧制御手段82は、中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2が、上記動脈16における最低血圧値DBPよりも充分に低い値に予め設定された測定終了圧力値PCE(たとえば30mmHg)よりも小さくなったときに、急速排気弁52を用いて膨張袋22、24、および26内の圧力をそれぞれ大気圧まで排圧する。
FIG. 5 is a functional block diagram for explaining the main part of the control function provided in the
振幅決定手段84は、カフ圧制御手段82により膨張袋22、24、および26の圧迫圧力値PCがそれぞれ徐速降圧させられる過程において、第1圧力センサPT1、第2圧力センサPT2、および第3圧力センサPT3からの出力信号に基づいて、上記膨張袋22、24、および26内の圧力変動である脈波を示す脈波信号SM1、SM2、およびSM3を逐次採取する。図6〜図13は、上記過程において発生する脈波信号SMを例示する図である。これら図6〜図13に示す脈波信号SM1、SM2、およびSM3は、圧迫帯12の圧迫圧力値PCが151mmHg、135mmHg、127mmHg、110mmHg、86mmHg、72mmHg、58mmHg、および36mmHgであるときに、第1圧力センサPT1からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた上流側膨張袋22からの脈波を示す脈波信号SM1(破線)、第2圧力センサPT2からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた中間膨張袋24からの脈波を示す脈波信号SM2(実線)、および第3圧力センサPT3からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた下流側膨張袋26からの脈波を示す脈波信号SM3(1点鎖線)である。そして、振幅決定手段84は、上記得られた脈波信号SM1、SM2、およびSM3の振幅値A1、A2、およびA3を一拍毎に決定し、それら振幅値A1〜A3を、それら振幅値A1〜A3が決定された脈波信号SMに対応する中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2を示すカフ圧信号PK2とともにRAM74の所定の記憶領域に記憶する。
The
血圧値決定手段86は、複数の膨張袋22、24、および26のうち、少なくとも2つからの脈波信号の振幅比に基づいて前記生体の最高血圧値SBPを決定する最高血圧値決定手段88を備えている。この最高血圧値決定手段88では、圧迫圧力値PCが高いうちは各膨張袋相互間の振幅の差が大きく異なっているが圧迫圧力値PCが最高血圧値SBP付近になると各膨張袋相互間の振幅が類似してくることを利用して、最高血圧値SBPが決定される。具体的には、最高血圧値決定手段88は、例えば、カフ圧制御手段82により、昇圧させた膨張袋22、24、および26の圧迫圧力値PCをそれら膨張袋22、24、および26により上腕部10を各々同じ圧力で圧迫する状態でそれぞれ徐速降圧する過程において、中間膨張袋24からの脈波信号SM2の振幅値A2を下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の振幅値A3で除した値である第1の振幅比r23(=A2/A3)が第1振幅比判定値C1よりも小さくなり、且つ上流側膨張袋22からの脈波信号SM1の振幅値A1を中間膨張袋24からの脈波信号SM2の振幅値A2で除した値である第2の振幅比r12(=A1/A2)が予め設定された第2振幅比判定値C2よりも小さくなったときにおける中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2を、前記生体の最高血圧値SBPとして決定する。
The blood pressure
本実施例の圧迫帯12の上流側膨張袋22から中間膨張袋24への振動伝達レベルはたとえば約30%である。すなわち上流側膨張袋22で発生した圧力振動の振幅値が1である場合、その圧力振動が中間膨張袋24に伝達されてその中間膨張袋24内で発生する圧力振動の振幅値は約0.3である。また、中間膨張袋24から下流側膨張袋26への振動伝達レベルはたとえば約30%である。すなわち、中間膨張袋24で発生した圧力振動の振幅値が1である場合、その圧力振動が下流側膨張袋26に伝達されてその下流側膨張袋26内で発生する圧力振動の振幅値は0.3であるとともに、上流側膨張袋22で発生した圧力振動の振幅値が1である場合、その圧力振動が中間膨張袋24を介して下流側膨張袋26に伝達されてその下流側膨張袋26内で発生する圧力振動の振幅値は約0.09である。それらを考慮して、上記第1振幅比判定値C1は例えば3.33よりも所定値だけ小さい値に設定される。第2振幅比判定値C2は例えば3.33よりも所定値だけ小さい値に設定される。
The vibration transmission level from the
また、血圧値決定手段86は、複数の膨張袋22、24、および26のうちの少なくとも2つからの脈波信号間の位相差と、圧迫帯12による圧迫下の動脈16における脈波伝播速度PWV[m/sec]とに基づいて前記生体の最低血圧値DBPを決定する最低血圧値決定手段90を備えている。具体的には、最低血圧値決定手段90は、昇圧させられた膨張袋22、24、および26の圧迫圧力値PCがそれら膨張袋22、24、および26により上腕部10を各々同じ圧力で圧迫する状態でそれぞれ徐速降圧させられる過程において、例えば図14に示されるような時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の立ち上がり点a3と中間膨張袋24からの脈波信号SM2の立ち上がり点a2との第1の時間差t32と、上記二次元座標内に示される中間膨張袋24からの脈波信号SM2の立ち上がり点a2と上流側膨張袋22からの脈波信号SM1の立ち上がり点a1との第2の時間差t21とをそれぞれ逐次算出する。第1の時間差t32および第2の時間差t21は上記位相差に相当する。
In addition, the blood pressure
本実施例において、上記立ち上がり点a1は、脈波信号SM1の立ち上がり部分の変曲点b1における接線Lt1と、脈波信号SM1の立ち上がり始点c1を通る時間軸に平行な横線Lw1との交点である。また、上記立ち上がり点a2は、脈波信号SM2の立ち上がり部分の変曲点b2における接線Lt2と、脈波信号SM2の立ち上がり始点c2を通る時間軸に平行な横線Lw2との交点である。また、上記立ち上がり点a3は、脈波信号SM3の立ち上がり部分の変曲点b3における接線Lt3と、脈波信号SM3の立ち上がり始点c3を通る時間軸に平行な横線Lw3との交点である。 In the present embodiment, the rising point a1 is an intersection of the tangent line Lt1 at the inflection point b1 of the rising portion of the pulse wave signal SM1 and the horizontal line Lw1 parallel to the time axis passing through the rising start point c1 of the pulse wave signal SM1. . The rising point a2 is the intersection of the tangent line Lt2 at the inflection point b2 at the rising portion of the pulse wave signal SM2 and the horizontal line Lw2 parallel to the time axis passing through the rising start point c2 of the pulse wave signal SM2. The rising point a3 is the intersection of the tangent line Lt3 at the inflection point b3 of the rising portion of the pulse wave signal SM3 and the horizontal line Lw3 parallel to the time axis passing through the rising start point c3 of the pulse wave signal SM3.
また、最低血圧値決定手段90は、昇圧させられた膨張袋22、24、および26の圧迫圧力値PCがそれら膨張袋22、24、および26により上腕部10を各々同じ圧力で圧迫する状態でそれぞれ徐速降圧させられる過程において、圧迫帯12による圧迫下の動脈16における脈波伝播速度PWVを逐次算出し、中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2に対する脈波伝播速度PWVの変化率RPWVを逐次算出する。脈波伝播速度PWVは、上記算出された第1の時間差t32を中間膨張袋24と下流側膨張袋26との間の幅方向の距離L32(図4参照)で除して算出される。また、脈波伝播速度PWVの変化率RPWVは、例えば、図15に示されるような圧迫圧力値軸と脈波伝播速度の対数軸との二次元座標内に示される脈波伝播速度の対数値log PWVと圧迫圧力値PC2との関係を示す曲線の接線の傾きで表される。
In addition, the minimum blood pressure
そして、最低血圧値決定手段90は、昇圧させられた膨張袋22、24、および26の圧迫圧力値PCがそれら膨張袋22、24、および26により上腕部10を各々同じ圧力で圧迫する状態でそれぞれ徐速降圧させられる過程において、第1の時間差t32が予め設定された時間差判定値tcを通過する即ち時間差判定値tcよりも小さく、第2の時間差t21が上記時間差判定値tcを通過する即ち時間差判定値tcよりも小さく、且つ脈波伝播速度PWVの変化率RPWVが、図15に示すように圧迫圧力値PC2が下限値たとえば零から増加するに伴って変化率RPWVが連続的に増加する領域bにおいて、予め設定された変化率判定値Rcを通過する即ち変化率判定値Rcよりも小さくなるときの圧迫圧力値PC2を、前記生体の最低血圧値DBPとして決定する。なお、時間差判定値tcは、本発明における位相差判定値、第1時間差判定値、および第2時間差判定値に相当する。
The minimum blood pressure
図15は、圧迫帯12による圧迫下の動脈16における脈波伝播速度PWV[m/sec]の対数値と圧迫圧力値PC2[mmHg]との関係を脈波伝播速度PWVの対数値を示す縦軸と圧迫圧力値PC2を示す横軸との二次元座標において示す図である。図15に示すように、脈波伝播速度PWVは、圧迫圧力値PC2が零から増加するに伴って、零から最低血圧値DBP付近までは連続的に緩やかに減少し、最低血圧値DBPを超えた付近で連続的に急激に減少した後、最高血圧値SBPに向けて連続的に緩やかに減少する。すなわち脈波伝播速度PWVは圧迫圧力値PC2が大きくなるほど遅くなる。また、図中に矢印bで示す領域においては、圧迫圧力値PC2が零から増加するに伴って脈波伝播速度PWVの変化率RPWV(曲線の傾き)が連続的に増加する。圧迫圧力値PC2が最低血圧値DBPに一致するときの脈波伝播速度PWV1は被測定者によって様々であるが、圧迫圧力値PC2が最低血圧値DBPに一致するときの脈波伝播速度PWVの変化率RPWVすなわち変化率判定値Rcは、被測定者に拘わらず同様な値となる。変化率判定値Rcは、予め実験的に求められた図15に示すような関係から決定される。
FIG. 15 shows the relationship between the logarithmic value of the pulse wave propagation velocity PWV [m / sec] and the compression pressure value PC2 [mmHg] in the
図16は、下流側膨張袋26および中間膨張袋24からの脈波信号間の時間差すなわち第1の時間差t32と、圧迫圧力値PC2との関係を示す図である。図16に示すように、下流側膨張袋26と中間膨張袋24との間の脈波伝播時間に相当する第1の時間差t32は、圧迫圧力値PC2が最低血圧値DBPとなるときに時間差判定値tcとなる。時間差判定値tcは、予め実験的に求められた図16に示すような関係から決定される。
FIG. 16 is a diagram showing the relationship between the time difference between the pulse wave signals from the
図17、図18および図19は、上記電子制御装置70の制御作動の要部を説明するフローチャートおよびタイムチャートである。図示しない電源スイッチが投入されると、図19の時間t0に示す初期状態とされる。この状態では、第1開閉弁E1、第2開閉弁E2、第3開閉弁E3、および急速排気弁52は常開弁であるため開状態(非作動状態)とされ、排気制御弁54は常閉弁であるため閉状態(非作動状態)とされ、また、空気ポンプ50は非作動状態とされている。
17, 18 and 19 are a flowchart and a time chart for explaining the main part of the control operation of the
次いで、図示しない起動操作装置が操作されて自動血圧測定装置14の測定動作が開始されると、先ず、前記カフ圧制御手段82に対応する図17のステップ(以下、「ステップ」を省略する)S1においては、圧迫帯12の圧迫圧力値PCが昇圧される。具体的には、図19に示すように、急速排気弁52が閉状態とされるとともに、空気ポンプ50が作動状態とされてその空気ポンプ50から圧送される圧縮空気により主配管56内およびそれに連通された膨張袋22、24、および26内の圧力が急速に高められる。そして、圧迫帯12による上腕10の圧迫が開始される。
Next, when a startup operation device (not shown) is operated and the measurement operation of the automatic blood
上記S1に次いで、前記カフ圧制御手段82に対応するS2においては、中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2を示すカフ圧信号PK2に基づいて、その圧迫圧力値PC2が予め設定された昇圧目標圧力値PCM(たとえば180mmHg)以上であるか否かが判定される。図19の時間t1より前の時点では、上記S2の判定が否定されて図17のS1以下が繰り返し実行される。しかし、図19の時間t1時点では、上記S2の判定が肯定される。
Subsequent to S1, in S2 corresponding to the cuff pressure control means 82, based on the cuff pressure signal PK2 indicating the compression pressure value PC2 of the intermediate
上記のようにS2の判定が肯定されると、前記カフ圧制御手段82に対応するS3において、空気ポンプ50の作動が停止される。そして、昇圧させた膨張袋22、24、および26の圧迫圧力値PC1、PC2、およびPC3が例えば2〜3mmHg/secに予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に降圧するように排気制御弁54が作動させられ、徐速排気が開始される。このとき、膨張袋22、24、および26の圧迫圧力値PCの降圧量がたとえば1〜10mmHgの範囲内の所定量となるように排気制御弁54が制御され、その所定量の除速降圧毎に上記圧迫圧力値PCがそれぞれ所定時間保持されるように第1開閉弁E1、第2開閉弁E2、および第3開閉弁E3が作動させられる。上記圧迫圧力値PCを保持する場合には第1開閉弁E1、第2開閉弁E2、および第3開閉弁E3がそれぞれ閉状態とされる。図19の時間t2は上記徐速排気の開始時点であり、また時間t2〜t3の間は上記圧迫圧力値PCがそれぞれ所定時間保持されている時間である。
If the determination in S2 is affirmative as described above, the operation of the
S3に次いで、前記振幅決定手段84に対応するS4では、圧迫圧力値PC1、PC2、およびPC3がそれぞれ所定時間保持される間に、第1圧力センサPT1、第2圧力センサPT2、および第3圧力センサPT3からの出力信号に対して数Hz乃至数十Hzの波長帯の信号を弁別するローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理がそれぞれ為されることにより膨張袋22、24、および26からの脈波を示す脈波信号SM1、SM2、およびSM3が抽出されるとともに、第2圧力センサPT2からの出力信号に対してローパスフィルタ処理が為されることによりAC成分が除去された中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2を示すカフ圧信号PK2が抽出される。そして、それらが互いに関連付けられて記憶される。図6〜図13は、上記抽出されて記憶される脈波信号SM1、SM2、およびSM3を例示する図である。
After S3, in S4 corresponding to the
また、上記S4では、上記脈波信号SM1、SM2、およびSM3が得られる度にそれらの振幅値A1〜A3が一拍毎に決定され、それら振幅値A1〜A3と、それら振幅値A1〜A3が決定された脈波信号SMに対応するカフ圧信号PK2とに基づいて、例えば図20に示すような脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線(エンベロープ)が作成されて記憶される。なお、図20のエンベロープにおいて、各測定点間の値は例えば曲線補完により求められる。 In S4, each time the pulse wave signals SM1, SM2, and SM3 are obtained, the amplitude values A1 to A3 are determined for each beat, and the amplitude values A1 to A3 and the amplitude values A1 to A3 are determined. Based on the cuff pressure signal PK2 corresponding to the determined pulse wave signal SM, an envelope (envelope) connecting the amplitude values of the pulse wave signal as shown in FIG. 20, for example, is created and stored. In the envelope of FIG. 20, the value between each measurement point is obtained by curve interpolation, for example.
上記S4に次いで、前記カフ圧制御手段82に対応するS5では、上記圧迫圧力値PCがそれぞれ所定時間保持される間に、中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2を示すカフ圧信号PK2に基づいて上記圧迫圧力値PCが予め設定された測定終了圧力値PCE(たとえば30mmHg)以下であるか否かが判定される。図19の時間t11より前の時点では、上記S5の判定が否定されて図17のS3以下が繰り返し実行される。しかし、図19の時間t11時点では、上記S5の判定が肯定される。
Following S4, in S5 corresponding to the cuff pressure control means 82, while the compression pressure value PC is held for a predetermined time, based on the cuff pressure signal PK2 indicating the compression pressure value PC2 of the
上記のようにS5の判定が肯定されると、前記カフ圧制御手段82に対応するS6において、膨張袋22、24、および26内の圧力がそれぞれ大気圧まで排圧させられるように急速排気弁52が作動させられる。図19の時間t11以降はこの状態を示す。
If the determination in S5 is affirmative as described above, the quick exhaust valve is set so that the pressure in the
上記S6に次いで、前記最高血圧値決定手段88に対応するS7では、最高血圧値決定のために用いられる図20のエンベロープの圧迫圧範囲が、例えば100mmHg程度に予め設定された下限値以上に限定される。
After S6, in S7 corresponding to the systolic blood pressure
上記S7に次いで、前記最高血圧値決定手段88に対応するS8では、本ルーチンでS8が最初に実行される場合、図20のエンベロープが使用されてS6で限定された圧迫圧範囲内で最も大きい圧迫圧力値PC2をもつ測定点に対応する上流側膨張袋22からの脈波信号SM1の振幅値A1が決定される。また、本ルーチンで実行されるS8が2回目以降である場合、図20のエンベロープが使用されて前回のS8での圧迫圧力値PC2よりも例えば1mmHg小さい所定の圧迫圧力値PC2に対応する上流側膨張袋22からの脈波信号SM1の振幅値A1が決定される。
After S7, in S8 corresponding to the systolic blood pressure
上記S8に次いで、前記最高血圧値決定手段88に対応するS9では、本ルーチンでS9が最初に実行される場合、図20のエンベロープが使用されてS6で限定された圧迫圧範囲内で最も大きい圧迫圧力値PC2をもつ測定点に対応する中間膨張袋24からの脈波信号SM2の振幅値A2が決定される。また、本ルーチンで実行されるS9が2回目以降である場合、図20のエンベロープが使用されて前回のS9での圧迫圧力値PC2よりも例えば1mmHg小さい所定の圧迫圧力値PC2に対応する中間膨張袋24からの脈波信号SM2の振幅値A2が決定される。
After S8, in S9 corresponding to the systolic blood pressure
上記S9に次いで、前記最高血圧値決定手段88に対応するS10では、本ルーチンでS10が最初に実行される場合、図20のエンベロープが使用されてS6で限定された圧迫圧範囲内で最も大きい圧迫圧力値PC2をもつ測定点に対応する下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の振幅値A3が決定される。また、本ルーチンで実行されるS10が2回目以降である場合、図20のエンベロープが使用されて前回のS10での圧迫圧力値PC2よりも例えば1mmHg小さい所定の圧迫圧力値PC2に対応する下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の振幅値A3が決定される。
After S9, in S10 corresponding to the systolic blood pressure
上記S10に次いで、前記最高血圧値決定手段88に対応するS11では、直前のS8〜S10で決定された振幅値A1〜A3に基づいて、中間膨張袋24からの脈波信号SM2の振幅値A2を下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の振幅値A3で除した値である第1の振幅比r23が算出される。また、上流側膨張袋22からの脈波信号SM1の振幅値A1を中間膨張袋24からの脈波信号SM2の振幅値A2で除した値である第2の振幅比r12が算出される。
Following S10, in S11 corresponding to the systolic blood pressure
上記S11に次いで、前記最高血圧値決定手段88に対応するS12では、直前のS11で算出された第1の振幅比r23が予め設定された第1振幅比判定値C1よりも小さく、且つ直前のS11で算出された第2の振幅比r12が予め設定された第2振幅比判定値C2よりも小さいか、否かが判定される。
Following S11, in S12 corresponding to the systolic blood pressure
上記S12の判定が否定される場合には、S8以下が繰り返し実行される。そして、上記S12の判定が肯定される場合には、前記最高血圧値決定手段88に対応するS13において、そのときのS9での圧迫圧力値PC2が生体の最高血圧値SBPとして決定される。
If the determination in S12 is negative, S8 and subsequent steps are repeatedly executed. If the determination in S12 is affirmative, in S13 corresponding to the systolic blood pressure
上記S13に次いで、前記最低血圧値決定手段90に対応する図18のS14では、最低血圧値決定のために用いられる図20のエンベロープの圧迫圧範囲が、例えば100mmHg程度に予め設定された上限値以下に限定される。
Following S13, in S14 of FIG. 18 corresponding to the diastolic blood
上記S14に次いで、前記最低血圧値決定手段90に対応するS15では、本ルーチンでS15が最初に実行される場合、図20のエンベロープのうち、S14で限定された圧迫圧範囲内で一番大きい圧迫圧力値PC2をもつ測定点に対応する上流側膨張袋22からの脈波信号SM1に基づいて、その脈波信号SM1の立ち上がり点a1の時間ta1を決定する。この時間ta1は血圧測定が開始されてからの時間である。また、本ルーチンで実行されるS15が2回目以降である場合には、前回のS15での圧迫圧力値PC2に次いで小さい圧迫圧力値PC2をもつ測定点に対応する上流側膨張袋22からの脈波信号SM1に基づいて、その脈波信号SM1の立ち上がり点a1の時間ta1を決定する。
After S14, in S15 corresponding to the minimum blood pressure
上記S15に次いで、前記最低血圧値決定手段90に対応するS16では、本ルーチンでS16が最初に実行される場合、図20のエンベロープのうち、上記S13で限定された圧迫圧範囲内で一番大きい圧迫圧力値PC2をもつ測定点における中間膨張袋24からの脈波信号SM2に基づいて、その脈波信号SM2の立ち上がり点a2の時間ta2を決定する。この時間ta2は血圧測定が開始されてからの時間である。また、本ルーチンで実行されるS16が2回目以降である場合には、前回のS16での圧迫圧力値PC2に次いで小さい圧迫圧力値PC2をもつ測定点に対応する中間膨張袋24からの脈波信号SM2に基づいて、その脈波信号SM2の立ち上がり点a2の時間ta2を決定する。
Following S15, in S16 corresponding to the minimum blood pressure
上記S16に次いで、前記最低血圧値決定手段90に対応するS17では、本ルーチンでS17が最初に実行される場合、図20のエンベロープのうち、上記S13で限定された圧迫圧範囲内で一番大きい圧迫圧力値PC2をもつ測定点における下流側膨張袋26からの脈波信号SM3に基づいて、その脈波信号SM3の立ち上がり点a3の時間ta3を決定する。この時間ta3は血圧測定が開始されてからの時間である。また、本ルーチンで実行されるS17が2回目以降である場合には、前回のS17での圧迫圧力値PC2に次いで小さい圧迫圧力値PC2をもつ測定点に対応する下流側膨張袋26からの脈波信号SM3に基づいて、その脈波信号SM3の立ち上がり点a3の時間ta3を決定する。
After S16, in S17 corresponding to the minimum blood pressure
上記S17に次いで、前記最低血圧値決定手段90に対応するS18では、直前のS15〜S17で決定された時間ta1〜ta3に基づいて、時間ta2と時間ta1との差から第2の時間差t21(=ta2−ta1)が算出され、また、時間ta3と時間ta2との差から第1の時間差t32(=ta3−ta2)が算出される。また、上記算出された第1の時間差t32を中間膨張袋24と下流側膨張袋26との幅方向の距離で除して脈波伝播速度PWVが算出され、続いて、図15に示されるような圧迫圧力値軸と脈波伝播速度の対数軸との二次元座標内に示される脈波伝播速度PWVの対数値と圧迫圧力値PC2との関係を示す曲線の接線の傾きから、中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2に対する脈波伝播速度PWVの変化率RPWVが算出される。
Following S17, in S18 corresponding to the diastolic blood pressure
上記S18に次いで、前記最低血圧値決定手段90に対応するS19では、第1の時間差t32が予め設定された時間差判定値tcよりも小さく、第2の時間差t21が上記時間差判定値tcよりも小さく、且つ脈波伝播速度PWVの変化率RPWVが、図15に矢印bで示すように圧迫圧力値PC2が下限値たとえば零から増加するに伴って変化率RPWVが連続的に増加する領域において、予め設定された変化率判定値Rcよりも小さいか、否かが判定される。
Following S18, in S19 corresponding to the diastolic blood pressure
上記S19の判定が否定される場合には、S15以下が繰り返し実行される。そして、上記S19の判定が肯定される場合には、前記最低血圧値決定手段90に対応するS20において、直前のS16で用いられた脈波信号SM2に対応する中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2と、上記直前のS16よりも1つ前に実行されたS16で用いられた脈波信号SM2’に対応する中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2とに基づいて、直線補完により生体の最低血圧値DBPが決定される。
If the determination in S19 is negative, S15 and subsequent steps are repeatedly executed. If the determination in S19 is affirmative, in S20 corresponding to the minimum blood pressure
そして、S21において、表示装置78に生体の最高血圧値SBPおよび最低血圧値DBPが表示されて、本ルーチンが終了させられる。
In S21, the maximum blood pressure value SBP and the minimum blood pressure value DBP of the living body are displayed on the
本実施例の自動血圧測定装置14によれば、圧迫帯12の圧迫圧力値PC2を降圧させる過程において、圧迫帯12による圧迫下の動脈16における脈波伝播速度PWVを逐次算出し、圧迫圧力値PC2に対する前記逐次算出される脈波伝播速度PWVの変化率RPWVが、図15に示すように圧迫圧力値PC2が下限値たとえば零から増加するに伴って変化率RPWVが連続的に増加する領域bにおいて、予め設定された変化率判定値Rcを通過する即ち変化率判定値Rcよりも小さくなるときの圧迫圧力値PC2を、生体の最低血圧値DBPとして決定する。よって、脈波伝播速度PWVは圧迫圧力値PC2が大きくなるほど遅くなると共に、圧迫圧力値PC2に対する脈波伝播速度PWVの変化率RPWVは被測定者に拘わらず生体の最低血圧値DBP付近領域において急激に変化することを利用して、最低血圧値DBPが決定されるので、精度の高い最低血圧値DBPが得られる。
According to the automatic blood
また、本実施例の自動血圧測定装置14によれば、圧迫帯12は、幅方向に連ねられて生体の被圧迫部位である上腕10を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋22、24、および26を有するものであり、圧迫帯12の圧迫圧力値PC2を降圧させる過程において、それら膨張袋22、24、および26のうちの上腕10内の動脈16の下流側に位置する下流側膨張袋26からの脈波信号SM3と、その下流側膨張袋26よりも上流側に位置する中間膨張袋(所定の膨張袋)24からの脈波信号SM2との位相差すなわち第1の時間差t32を逐次算出し、その第1の時間差t32が予め設定された時間差判定値tcを通過する即ち時間差判定値tcよりも小さくなり、且つ脈波伝播速度PWVの変化率RPWVが変化率判定値Rcを通過する即ち変化率判定値Rcよりも小さくなるときの圧迫圧力値PC2を、生体の最低血圧値DBPとして決定する。よって、相互間が圧力変動に関して独立状態とされた複数の膨張袋22、24、および26から上腕10の動脈16に圧迫圧力を均等な圧力分布で加えることで正確な脈波信号SMがそれぞれ得られるので、それら脈波信号SM間の位相差に基づいて精度の高い最低血圧値DBPが得られる。
Moreover, according to the automatic blood
また、本実施例の自動血圧測定装置14によれば、前記位相差は、下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の立ち上がり点a3と中間膨張袋24からの脈波信号SM2の立ち上がり点a2との時間差である第1の時間差t32であり、昇圧させた圧迫帯12の圧迫圧力値PCの除速降圧過程において逐次算出される第1の時間差t32が予め設定された時間差判定値tcよりも小さくなったときの中間膨張袋24の圧迫圧力値PCを、生体の最低血圧値DBPとして決定する。そのため、圧迫帯12による圧迫下の動脈16における脈波の伝播が比較的遅い場合と、圧迫帯12による圧迫下の動脈16における脈波の伝播が比較的速い場合とを区別し、圧迫帯12による圧迫下の動脈16における脈波伝播時間が所定時間より小さくなると共に脈波伝播速度が所定速度より大きくなったときの中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2を、生体の最低血圧値DBPとして決定するので、精度の高い最低血圧値DBPが得られる。
Further, according to the automatic blood
また、本実施例の自動血圧測定装置14によれば、圧迫帯12は、上腕10の長手方向に所定間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋22および下流側膨張袋26と、上腕10の長手方向において連なるように上記上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の間に配置され、それら上流側膨張袋22および下流側膨張袋26とは独立した気室を有する中間膨張袋24とを有するものであることから、上腕10の長手方向において連なり相互間が圧力変動に関して独立状態とされた上流側膨張袋22、中間膨張袋24、および下流側膨張袋26から上腕10内の動脈16に圧迫圧力が均等な圧力分布で加えられることで正確な脈波が得られるので、それら脈波間の位相差に基づいて精度の高い最低血圧値DBPが得られる。
Further, according to the automatic blood
また、本実施例の自動血圧測定装置14によれば、昇圧させた上流側膨張袋22、中間膨張袋24、および下流側膨張袋26の圧迫圧力値PC1、PC2、およびPC3を、それら膨張袋により上腕10を同じ圧力で圧迫する状態で降圧させる過程において、時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の立ち上がり点a3と中間膨張袋24からの脈波信号SM2の立ち上がり点a2との時間差である第1の時間差t32が時間差判定値tcよりも小さくなり、且つ中間膨張袋24からの脈波信号SM2の立ち上がり点a2と上流側膨張袋22からの脈波信号SM1の立ち上がり点a1との時間差である第2の時間差t21が第2時間差判定値T2よりも小さくなったときの中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2を、前記生体の最低血圧値DBPとして決定する。そのため、圧迫帯12による圧迫下の動脈16における脈波の伝播が比較的遅い場合と、圧迫帯12による圧迫下の動脈16における脈波の伝播が比較的速い場合とを区別し、圧迫帯12による圧迫下の動脈16における各膨張袋間の脈波伝播時間が所定時間より小さくなると共に脈波伝播速度が所定速度より大きくなったときの中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2を、生体の最低血圧値DBPとして決定するので、精度の高い最低血圧値DBPが得られる。
Further, according to the automatic blood
また、本実施例の自動血圧測定装置14によれば、複数の膨張袋22、24、および26内の圧力を検出する圧力センサPT1、PT2、およびPT3を備え、上腕10に巻き付けられた圧迫帯12の膨張袋22、24、および26の圧迫圧力値PCをその上腕10内の動脈16を止血するのに十分な値まで昇圧させた後、各圧迫圧力値PCをそれぞれ同時に降圧させる過程において、たとえば1〜10mmHgの範囲内の所定量の除速降圧毎に上記各圧迫圧力値PCを所定時間保持し、その所定時間内に膨張袋22、24、および26内の圧力振動である脈波を示す脈波信号SM1、SM2、およびSM3を検出することから、各圧迫圧力値PCが一定であるときに各々の脈波信号SM1、SM2、およびSM3が検出されるので、正確な脈波信号SM1、SM2、およびSM3を得ることができる。
In addition, according to the automatic blood
以上、本発明の一実施例を図面を参照して詳細に説明したが、本発明はこの実施例に限定されるものではなく、別の態様でも実施され得る。 As mentioned above, although one Example of this invention was described in detail with reference to drawings, this invention is not limited to this Example, It can implement in another aspect.
例えば、昇圧目標圧力値PCMおよび測定終了圧力値PCEは必ずしも予め設定されなくてもよい。例えば、自動血圧測定装置14の電源スイッチが投入されてからオペレータにより入力された前回測定の最高血圧値SBPおよび最低血圧値DBPに基づいて、上記入力された最高血圧値SBPに所定値(例えば30mmHg)を足した値に昇圧目標圧力値PCMを設定し、上記入力された最低血圧値DBPに所定値(例えば30mmHg)を引いた値に測定終了圧力値PCEを設定してもよい。または、カフ圧制御手段82による急速昇圧時(図19の時間t1〜t2の間)に例えば中間膨張袋24からの脈波信号SM2を抽出してエンベロープを作成し、そのエンベロープに基づいてよく知られたオシロメトリックアルゴリズムに従って生体の最高血圧値SBPおよび最低血圧値DBPを予測し、昇圧目標圧力値PCMがその予測された最高血圧値SBPに所定値(例えば20mmHg)を足した値となるように設定し、測定終了圧力値PCEが上記予測された最低血圧値DBPに所定値(例えば20mmHg)を引いた値となるように設定してもよい。
For example, the boost target pressure value PCM and the measurement end pressure value PCE are not necessarily set in advance. For example, based on the previously measured systolic blood pressure value SBP and the diastolic blood pressure value DBP input by the operator after the power switch of the automatic blood
また、カフ圧制御手段82による徐速降圧過程において膨張袋22、24、および26の圧迫圧力値PCが所定時間保持される間には、振幅決定手段84により上記膨張袋22、24、および26からの脈波信号SM1、SM2、およびSM3が複数拍採取され、それら複数迫分の脈波信号SMの平均値に基づいて最高血圧値SBPおよび最低血圧値DBPが決定されてもよい。この場合には、より精度の高い血圧値が得られる。
Further, during the gradual pressure reduction process by the cuff pressure control means 82, while the compression pressure value PC of the
また、図17のS4において作成される包絡線(エンベロープ)は各測定点間の値が曲線補完により求められていたが、例えば直線補完やその他の公知の補完方法により補完されてもよい。 Moreover, although the value between each measurement point was calculated | required by the curve complementation for the envelope (envelope) produced in S4 of FIG. 17, you may complement by the linear complementation or other well-known complementing methods, for example.
また、最高血圧値決定手段88は、最高血圧値SBPを決定するに際して、必ずしも第1の振幅比r23および第2の振幅比r12を両方用いる必要はない。少なくとも下流側膨張袋26から得られた振幅を用いればよく、例えば、第1の振幅比r23が予め設定された第1振幅比判定値C1よりも小さくなったときにおける中間膨張袋24の圧迫圧力値PC2を、生体の最高血圧値SBPとして決定してもよい。
In addition, when determining the systolic blood pressure value SBP, the systolic blood pressure
また、最高血圧値決定手段88は、最高血圧値SBPを決定するに際して用いられる振幅比は、必ずしも第1の振幅比r23でなくてもよく、上流側膨張袋22からの脈波信号SM1の振幅値A1を下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の振幅値A3で除した値である第3の振幅比r13でもよいし、第1の振幅比r23や第2の振幅比r13の逆数であってもよい。
The amplitude ratio used when determining the systolic blood pressure value SBP does not necessarily have to be the first amplitude ratio r23. The amplitude of the pulse wave signal SM1 from the
また、最低血圧値決定手段90は、最低血圧値DBPを決定するに際して、必ずしも第1の時間差t32および第2の時間差t21を両方用いる必要はない。少なくとも第1の時間差t32、第2の時間差t21、下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の立ち上がり点a3と上流側膨張袋22からの脈波信号SM1の立ち上がり点a1との時間差である第3の時間差t31のうちの1つを用いればよく、例えば、第1の時間差t32が予め設定された時間差判定値tcよりも小さくなったときにおける中間膨張袋24の圧迫圧力値PCを、前記生体の最低血圧値DBPとして決定してもよい。
Further, when determining the minimum blood pressure value DBP, the minimum blood pressure
また、最低血圧値決定手段90は、最低血圧値DBPを決定するに際して用いられる位相差は、必ずしも下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の立ち上がり点a3と下流側膨張袋26からの脈波信号SM3立ち上がり点a2との時間差すなわち第1の時間差t32でなくてもよい。例えば、変曲点b3と変曲点b2との時間差であってもよいし、或いは立ち上がり点c3と立ち上がり点c2との時間差であってもよい。または、下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の他の点と下流側膨張袋26からの脈波信号SM3の他の点との差であってもよい。
Further, the phase difference used when the diastolic blood pressure
また、最低血圧値決定手段90は、最低血圧値DBPを決定するに際して、必ずしも脈波伝播速度PWVの変化率RPWVと、第1の時間差t32および第2の時間差t21との両方を用いる必要はない。脈波伝播速度PWVの変化率RPWVと、第1の時間差t32又は第3の時間差t31とのいずれか1を用いればよい。たとえば、最低血圧値決定手段90は、圧迫帯12の圧迫圧力値PC2を降圧させる過程において、第1の時間差t32が予め設定された時間差判定値tcを通過する即ち時間差判定値tcよりも小さくなる、第2の時間差t21が上記時間差判定値tcを通過する即ち時間差判定値tcよりも小さくなるときの圧迫圧力値PC2を、生体の最低血圧値DBPとして決定するように構成されてもよい。このようにすれば、相互間が圧力変動に関して独立状態とされた複数の膨張袋22、24、および26から上腕10の動脈16に圧迫圧力を均等な圧力分布で加えることで正確な脈波信号SMがそれぞれ得られるので、それら脈波信号SM間の位相差に基づいて精度の高い最低血圧値DBPが得られる。また、たとえば、最低血圧値決定手段90は、圧迫帯12の圧迫圧力値PC2を降圧させる過程において、脈波伝播速度PWVの変化率RPWVが、図15に示すように圧迫圧力値PC2が下限値たとえば零から増加するに伴って変化率RPWVが連続的に増加する領域bにおいて、予め設定された変化率判定値Rcを通過する即ち変化率判定値Rcよりも小さくなるときの圧迫圧力値PC2を、前記生体の最低血圧値DBPとして決定するように構成されてもよい。このようにすれば、脈波伝播速度PWVは圧迫圧力値PC2が大きくなるほど遅くなると共に、圧迫圧力値PC2に対する脈波伝播速度PWVの変化率RPWVは被測定者に拘わらず生体の最低血圧値DBP付近領域において急激に変化することを利用して、最低血圧値DBPが決定されるので、精度の高い最低血圧値DBPが得られる。
Further, when determining the minimum blood pressure value DBP, the minimum blood pressure
また、血圧測定時においては、昇圧目標圧力値PCMまで昇圧した後、必ずしも圧迫圧力値PCを予め設定された徐速降圧速度でステップ的に降圧する必要はない。すなわち、圧迫圧力値PCは連続的に降圧させられてもよい。また、血圧値測定付近だけ除速降圧とし、他の区間は急速降圧として測定時間を短くしてもよい。例えば、先ず、昇圧目標圧力値PCMまで昇圧した後の徐速降圧過程において、膨張袋22、24、および26からの脈波信号SM1、SM2、およびSM3を抽出する度に図20に示すエンベロープの一部を作成して図17のS8〜S12を実行し、最高血圧値SBPを決定する。続いて、上記最高血圧値SBPの決定後に圧迫圧力値PCを予測された最低血圧値DBP’よりも予め設定された所定量(たとえば30mmHg)大きい圧力値まで急速に降圧させる。これにより、測定時間を短縮することができる。なお、上記予測された最低血圧値DBP’は、例えば、カフ圧制御手段82による急速昇圧時(図19の時間t1〜t2の間)に中間膨張袋24からの脈波信号SM2を抽出してエンベロープを作成し、そのエンベロープに基づいてよく知られたオシロメトリックアルゴリズムに従って予測される。
Further, at the time of blood pressure measurement, it is not always necessary to step down the compression pressure value PC stepwise at a preset slow speed reduction rate after the pressure is raised to the pressure increase target pressure value PCM. That is, the compression pressure value PC may be continuously reduced. Alternatively, the deceleration pressure reduction may be performed only in the vicinity of the blood pressure value measurement, and the measurement time may be shortened by rapid pressure reduction in the other sections. For example, first, every time pulse wave signals SM1, SM2, and SM3 are extracted from the
また、前述の実施例では、圧迫帯12の圧迫圧が降圧させられる過程で血圧値を決定する降圧測定が実施されていたが、これに限らず、圧迫帯12の圧迫圧が昇圧させられる過程で血圧値を決定する昇圧測定が実施されても良い。このような昇圧測定においても前述の最高血圧値決定アルゴリズムおよび最低血圧値決定アルゴリズムを用いることができ、同様の効果を得ることができる。
In the above-described embodiment, the blood pressure value is determined in the process in which the compression pressure in the
また、圧迫帯12が備える膨張袋は3つに限らず、4つ以上であってもよい。
Moreover, the expansion bag with which the
なお、上述したのはあくまでも一実施形態であり、その他一々例示はしないが、本発明は、その主旨を逸脱しない範囲で当業者の知識に基づいて種々変更、改良を加えた態様で実施することができる。 It should be noted that the above description is merely an embodiment, and other examples are not illustrated. However, the present invention is implemented in variously modified and improved modes based on the knowledge of those skilled in the art without departing from the gist of the present invention. Can do.
10:上腕(被圧迫部位)
12:圧迫帯
14:自動血圧測定装置
16:動脈
22:上流側膨張袋(膨張袋)
24:中間膨張袋(膨張袋)
26:下流側膨張袋(膨張袋)
A1、A2、A3:振幅値
DBP:最低血圧値(血圧値)
PC1、PC2、PC3:圧迫圧力値
PCM:昇圧目標圧力値(動脈を止血するのに十分な値)
PWV:脈波伝播速度
RPWV:変化率
Rc:変化率判定値
SBP:最高血圧値(血圧値)
SM1、SM2、SM3:脈波信号(脈波)
PT1:第1圧力センサ
PT2:第2圧力センサ
PT3:第3圧力センサ
a1、a2、a3:立ち上がり点
b:変化率が連続的に増加する領域
t21:第2の時間差(位相差)
t32:第1の時間差(位相差)
tc:時間差判定値(位相差判定値、第1時間差判定値、第2時間差判定値)
10: Upper arm (stressed part)
12: compression band 14: automatic blood pressure measurement device 16: artery 22: upstream inflation bag (inflation bag)
24: Intermediate expansion bag (expansion bag)
26: Downstream expansion bag (expansion bag)
A1, A2, A3: Amplitude value DBP: Minimum blood pressure value (blood pressure value)
PC1, PC2, PC3: compression pressure value PCM: pressure increase target pressure value (a value sufficient to stop the artery)
PWV: Pulse wave propagation velocity R PWV : Change rate Rc: Change rate determination value SBP: Maximum blood pressure value (blood pressure value)
SM1, SM2, SM3: Pulse wave signal (pulse wave)
PT1: first pressure sensor PT2: second pressure sensor PT3: third pressure sensors a1, a2, a3: rising point b: area where rate of change continuously increases t21: second time difference (phase difference)
t32: first time difference (phase difference)
tc: time difference determination value (phase difference determination value, first time difference determination value, second time difference determination value)
Claims (6)
前記圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程において、該圧迫帯による圧迫下の動脈における脈波伝播速度を逐次算出し、該圧迫圧力値に対する該逐次算出される脈波伝播速度の変化率が、該圧迫圧力値が下限値から増加するに伴って該変化率が連続的に増加する領域において、予め設定された変化率判定値を通過するときの該圧迫圧力値を、前記生体の最低血圧値として決定することを特徴とする自動血圧測定装置。 A compression band wound around the compressed portion of the living body, and in the process of changing the compression pressure value of the compression band, pulse waves that are pressure vibrations in the compression band are sequentially extracted, and based on the change of the pulse wave, An automatic blood pressure measurement device for determining a blood pressure value of a living body,
In the process of changing the compression pressure value of the compression band, the pulse wave velocity in the artery under compression by the compression band is sequentially calculated, and the rate of change of the pulse wave velocity calculated sequentially with respect to the compression pressure value is: In the region where the change rate continuously increases as the compression pressure value increases from the lower limit value, the compression pressure value when passing through a preset change rate determination value is the minimum blood pressure value of the living body. An automatic blood pressure measurement device characterized by determining as follows.
前記圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程において、該複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の下流側に位置する下流側膨張袋からの脈波と、該下流側膨張袋よりも上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波との位相差を逐次算出し、該位相差が予め設定された位相差判定値を通過し、且つ前記脈波伝播速度の変化率が前記変化率判定値を通過したときの該圧迫帯の圧迫圧力値を、前記生体の最低血圧値として決定すること
を特徴とする請求項1の自動血圧測定装置。 The compression band has a plurality of inflatable bags having independent air chambers that are linked in the width direction and respectively compress the compressed portion of the living body.
In the process of changing the compression pressure value of the compression band, the pulse wave from the downstream inflation bag located on the downstream side of the artery in the compressed portion of the plurality of inflation bags, and the downstream inflation bag Also sequentially calculates a phase difference with a pulse wave from a predetermined expansion bag located on the upstream side, the phase difference passes a preset phase difference determination value, and the rate of change of the pulse wave propagation speed is The automatic blood pressure measurement device according to claim 1, wherein a compression pressure value of the compression band when the change rate determination value is passed is determined as a minimum blood pressure value of the living body.
昇圧させた前記圧迫帯の圧迫圧力値を降圧させる過程において、前記逐次算出される位相差が予め設定された第1時間差判定値よりも小さくなったときの該圧迫帯の圧迫圧力値を、前記生体の最低血圧値として決定することを特徴とする請求項2の自動血圧測定装置。 The phase difference is a time difference between the rising point of the pulse wave from the downstream expansion bag and the rising point of the pulse wave from the predetermined expansion bag,
In the process of decreasing the compression pressure value of the compression band that has been increased, the compression pressure value of the compression band when the sequentially calculated phase difference becomes smaller than a preset first time difference determination value, 3. The automatic blood pressure measuring device according to claim 2, wherein the automatic blood pressure measuring device is determined as a minimum blood pressure value of a living body.
前記被圧迫部位に巻き付けられた前記圧迫帯の複数の膨張袋の圧迫圧力値を該被圧迫部位内の動脈を止血するのに十分な値まで昇圧させた後、該圧迫帯の圧迫圧力値を降圧させる過程において、所定量の除速降圧毎に該圧迫帯の圧迫圧力値を所定時間保持し、該所定時間内に該圧迫帯内の圧力振動である脈波を検出すること
を特徴とする請求項1乃至5のいずれか1つの自動血圧測定装置。
A pressure sensor for detecting pressure in the plurality of expansion bags;
After increasing the pressure value of the plurality of inflatable bags of the compression band wound around the compression site to a value sufficient to stop the artery in the compression site, the compression pressure value of the compression band is In the process of depressurization, the compression pressure value of the compression band is held for a predetermined time every predetermined amount of deceleration pressure reduction, and a pulse wave that is pressure vibration in the compression band is detected within the predetermined time. The automatic blood pressure measuring device according to any one of claims 1 to 5.
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