JPH0245033A - 血圧モニタ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は生体の血圧値をモニタする血圧モニタ装置に関
し、特に、モーションアーチフプクトに影響され難い血
圧モニタ装置に関するものである。

従来の技術 従来から生体の血圧値をモニタする装置が種々提供され
ている。たとえば、カフにより圧迫した生体の一部から
発生するコロトコフ音をマイクロフォンにより検出し、
そのコロトコフ音の発生若しくは消滅したときのカフの
圧迫圧を血圧値として決定するに合方式の装置や、生体
の一部を圧迫した状態におけるカフに発生する圧力振動
（脈波）を圧力センサにより検出し、その圧力振動の振
幅が急激に増加および減少したときのカフの圧迫圧を血
圧値として決定するオシロメトリック方式の装置がそれ
である。

発明が解決しようとする課題 ところで、上記従来のモニタ装置においては、被測定者
の体動によって発生するノイズがマイクロフォンや圧力
センサにより検出されることが避けられない。そのノイ
ズにはコロトコフ音や脈波と同様の周波数成分が含まれ
ており、フィルタ手段によってノイズが除去されること
が困難であるため、被測定者の体動に起因して誤った値
に血圧値が決定されて正確な血圧測定が困難となる場合
があった。特に、被測定者に運動負荷を加えながら血圧
値をモニタしようとする場合にはかかる不都合が顕著で
ある。

課題を解決するための手段 本発明者は以上の事情を背景として神々検討を重ねた結
果、生体の一部のインピダンス（ｉｍｐｅｄａｎｃｅ　
）はその生体の一部内において心臓の脈拍に同期して増
減する血液量に対応して変化するとともに、このインピ
ダンス脈波は生体内の動脈の血圧値と密接に関連してい
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。

すなわち、本発明の要旨とするところは、生体の血圧値
をモニタする血圧モニタ装置であって、（ａ）生体の表
皮に貼着される複数の電極と、（ｂ）前記生体のそれら
電極が貼着された部分におけるインヒタンスを連続的に
検出し、そのインピダンスを表すインピダンス脈波信号
を出力するインピダンス脈波検出装置と、（Ｃ）予め求
められた関係から、前記インピダンス脈波信号に基づい
て前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段と、（ｄ
）その血圧値決定手段により決定された血圧値を表示す
る表示手段とを、含むことにある。

作用および発明の効果 このようにすれば、血圧値決定手段において、予め求め
られた関係から前記インピダンス脈波信号に基づいて前
記生体の血圧値が決定される。そのインピダンス脈波信
号は生体の体動による影響を極めて受は難いので、被測
定者の体動に起因して誤った値に血圧値が決定されて血
圧測定が困難となることが好適に解消されるとともに、
被測定者に運動負荷を加えながら血圧値をモニタしよう
とする場合にも正確な血圧測定が可能となる。

実施例 以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。

第１図は、本実施例の血圧モニタ装置の構成を説明する
図であり、図において、生体の上腕部などに巻回されて
それを圧迫するゴム袋状のカフ１０には、内部にマイク
ロフォン１２が設けられている。また、カフ１０には、
圧力センサ１４．切換弁１６．および電動ポンプ１８が
配管１９を介して接続されている。マイクロフォン１２
は、生体の上腕部から発生する脈音（コロトコフ音）を
検出し、脈音を表す脈音信号ＳＯをバンドパスフィルタ
２０に供給する。バンドパスフィルタ２０はたとえば３
０〜８０Ｔ（ｚ程度の周波数成分を有する信号を通過さ
せるものであって、通過した脈音信号ＳＯをＡ／Ｄ変換
器２２を介してＣＰＵ２４に供給する。圧力センサＩ４
は、カフＩＯ内の圧力（カフ圧Ｐ）を検出してそのカフ
圧Ｐを表すカフ圧信号ＳＰをＣＰＵ２４へ出力する。切
換弁１６は、カフ１０と電動ポンプ１８との間を圧力供
給状態、律速排気状態、急速排気状態の３つの状態に切
り換えてカフ圧Ｐを調節するものである。

すなわち、圧力供給状態においては切換弁１６の律速排
気口および急速排気口が閉じられて電動ポンプ１８から
カフ１０に対して圧力が供給され、カフ圧Ｐが予め定め
られた目標カフ圧に到達すると律速排気状態に切り換え
られて予め定められた血圧測定に適当な所定の速度にて
カフ１０内が絞りを備えた律速排気口から排気され、そ
のカフ１０の律速降圧期間において血圧が測定されると
同時に急速排気状態に切り換えられて象、速排気口から
カフ１０内が急速に排気されるのである。

ＣＰＵ２４は、データバスラインを介してＲＯＭ２６．
ＲＡＭ２Ｂ、Ｉ１０ボート２７と連結されており、ＲＯ
Ｍ２６に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ２Ｂ
の一時記憶機能を利用しつつ信号処理を実行し、電動ポ
ンプエ８に接続された駆動回路３１に対して０Ｎ１０Ｆ
Ｆ信号を供給して駆動回路３１からの電動ポンプ１８に
対する電力供給を制御、することにより電動ポンプ１８
の起動および停止を制御するとともに、切換弁１６に指
令信号を供給して切換動作を実行させることによりカフ
圧Ｐを上述のように調節する。同時に、ＣＰＵ２４は、
一連の血圧測定動作を実行し、脈音信号Ｓｏおよびカフ
圧信号ＳＰに基づいて血圧値を決定するとともに、本実
施例の表示手段である血圧表示器２９に決定した血圧値
を表示させる。

血圧表示器２９は、ＣＰＵ２４から供給された表示信号
に従って、第２図に示すように、横軸２１および縦軸２
３がそれぞれ時間および血圧（ｎ＊Ｈｇ）を表す二次元
図表が設けられたブラウン管上に、上端Ａおよび下端Ｂ
がそれぞれ最高血圧値および最低血圧値を表すバーグラ
フ２５を逐次連続的に表示するようになっている。

また、生体表面上において適当な距離離隔した所定の２
位置、たとえばカフ１０が装着されたのと開院における
肘近傍の前腕部および手首近傍などにおいて一対の電極
３０．３２がそれぞれ固定されて、差動増幅器３３に接
続されている。これら電極３０および３２に近接して、
交流の定電流電ａ３４に各々接続された電極３６および
３８がそれぞれ固定されている。したがって、電極３６
゜３８間において一定の微弱な電流が流され、電極３０
および３２から差動増幅器３３に対して電圧がそれぞれ
供給されて、その差動増幅器３３にて電極３２における
電圧から電極３０における電圧が減じられることにより
、電極３０．３２間に発生するインピダンスが検出され
るのである。そして、差動増幅器３３からは、電ｆｉ３
０，３２間のインとダンスを表すインピダンス脈波信号
ＳＩがバンドパスフィルタ４０に対して出力されるとと
もに、バンドパスフィルタ４０にてフィルタ処理された
インピダンス脈波信号ＳＩは、Ａ／Ｄ変換器４２を介し
てＣＰＵ２４に供給される。したがって、本実施例にお
いては、差動増幅器３３がインピダンス脈波検出装置と
して機能する。

ここで、電極３０．３２間に発生するインピダンスは、
生体内部において心臓の脈拍に同期して増減する血液量
に対応して変化するものであり、このインピダンス脈波
は生体内の動脈の血圧値と密接に関連していることが判
っている。たとえば、インピダンス脈波の振幅の最高ピ
ーク値および最低ピーク値、或いはインピダンス脈波の
立ち上がり（または立ち下がり）の傾斜と、生体の実際
の血圧値との間には一定の対応関係が存在するのである
。このことから、ＣＰＵ２４においては、脈音信号ＳＯ
およびカフ圧信号ＳＰに基づいて決定された血圧値とイ
ンピダンス脈波信号ＳＩが表すインピダンスとの間の対
応関係が得られ、この対応関係を用いることにより電極
３０．３２間のインピダンスから生体の血圧値が求めら
れるのである。なお、ＣＰＵ２４にはクロック信号源４
４から所定周波数のパルス信号ＣＫが供給されている。

以上のように構成された本実施例の作動を第３図のフロ
ーチャートに従うて説明する。

先ず、ステップ３１において、図示しない起動停止押釦
が押圧操作されて起動停止信号がＣＰＵ２４に出力され
たか否かが判断される。カフ１０が生体の上腕部などに
巻回された後起動停止押釦が押圧操作されると、次にス
テップＳ２が実行されてタイマの計数内容Ｔが零にリセ
ットされ、その後再びクロック信号源４４から供給され
るパルス信号ＣＫの計数を開始する。続いてステップＳ
３が実行され、圧力供給状態となるように切換弁１６が
切り換えられて電動ポンプ１８からカフ圧０に対して圧
力流体が供給される。これによりカフ圧Ｐが上昇し、ス
テップＳ４においてそのカフ圧Ｐが予め定められた目標
圧力Ｐ１に到達したか否かが判断される。この目標圧力
Ｐ＋　は予想される生体の最高血圧値よりも高い圧力で
、たとえば１８０ｍｍＨ７程度に設定されており、カフ
圧Ｐが目標圧力Ｐ１に達すると、続いてステップＳ５が
実行される。

ステップＳ５においては、電動ポンプ１８が停止させら
れるとともに切換弁１６が律速排気状態に切り換えられ
て、カフ圧Ｐが徐々に降下させられる。そして、このよ
うな状態において、本実施例の血圧値決定手段に対応す
るステップＳ６の血圧測定ルーチンが実行され、脈音信
号ＳＯが表すコロトコフ音の発生および消滅に基づいて
カフ圧信号ＳＰから最高血圧値Ｈ（ｍｍＨｓｒ）および
最低血圧値Ｌ（ｍ＋８ｇ）が決定されるとともに、それ
らの血圧値ＨおよびＬがＲＡＭ２８に記憶される。

ステップＳ６が終了すると、直ちにステップＳ７が実行
されることにより切換弁１６が急速排気状態に切り換え
られてカフ１０内が象、速に排気されるとともに、ステ
ップＳ８以下が実行されて、生体において電極３０．３
２間に発生する一連のインピダンス脈波ＭＫＩ、ＭＫ２
．ＭＫ３・・・・・　（第４図に示す）が順次読み込ま
れ、それらの大きさに基づいて最高血圧値ＳＹＳおよび
最低血圧値ＤＩＡが連続的に測定される。

すなわち、先ずステップＳ８においては、差動増幅器３
３から出力されるインピダンス脈波信号ＳＩに基づいて
１個のインピダンス脈波が検出されたか否かが判断され
、最初の脈波ＭＫＩが検出されるとその脈波ＭＫＩが読
み込まれるのに続いてステップＳ９が実行され、読み込
まれた脈波ＭＫ１からその最高値Ｍ　、　　（ｍｍ　ｌ
１ｇ　）および最低値ｍ１（ｒｔｍ　Ｈｇ　）が決定さ
れる。続いてステップＳ１０が実行され、脈波の最高値
Ｍ、、、　　（ｍｍＨｇ）および最低値Ｍ　ｖｓ　ｔ　
ｎ　　（ｌ１ｌｆｆｉ　ｏｇ　）に基づいてそれぞれ最
高血圧値ＳＹＳおよび最低血圧値ＤＩＡを求めるための
対応関係式： ％式％（１） における定数Ｋ。ｘ　＋　　Ｋ、ｉｎが既に決定されて
いるか否かが判断される。定数Ｋ　ｆｉａＸ　＋　　Ｋ
１１ｉｎが既に決定されている場合にはステップＳｌｌ
が実行されるが、最初の脈波ＭＫＩが読み込まれた段階
においてはそれらの定数は未だ決定されていないため、
次にステップＳ１２が実行される。

ステップ３１２においては、前記ステップＳ６において
ＲＡＭ２Ｂに記憶された最高血圧値Ｈおよび最低血圧値
りと、前記ステップＳ９において決定された脈波ＭＫＩ
の最高値Ｍ１および最低値ｍ１とから、定数に□Ｘ　＋
　　Ｋ、、ｉｎをそれぞれ次式（３）および（４）のよ
うに決定する。これにより、インピダンス脈波と上腕血
圧値ＨおよびＬとの関係が求められるのである。

Ｋ□、＝Ｈ／Ｍ、　　　　　　　・・・（３）Ｋ＃ｉ、
、＝Ｌ／ｍ１　　　　　　・・・（４）次に、ステップ
３１３が実行されて、前記最高血圧値Ｈおよび最低血圧
値りを表す表示信号が血圧表示器２９に供給されて、そ
れら血圧値ＨおよびＬを表すバーグラフ２５がブラウン
管上に表示される。続いてステップＳ１４が実行され、
起動停止押釦が再操作されたか否かが判断される。再操
作された場合には作動が終了するが、この段階では未だ
充分な血圧値のトレンドが得られていないと考えられる
ので、起動停止押釦の再操作は通常為されない。このた
め、次にステップＳ１５が実行され、タイマの計数内容
Ｔが予め定められた計数内容Ｔ。に達したか否かが判断
される。この計数内容Ｔ。は上記ステップ３１２におい
て決定した対応関係を適正化するために、改めて対応関
係を決定し直す時間間隔に対応するもので、たとえば５
〜１０分程度に設定される。したがって、計数内容Ｔが
Ｔｏに到達した場合にはステップＳ２以下が再び実行さ
れることとなるが、血圧測定が起動された後の最初の脈
波ＭＫＩが検出された直後のこの段階では計数内容Ｔは
未だＴ。に到達していないので、ステップ８８以下が実
行される。

ステップＳ８において前記脈波ＭＫＩに続く脈波ＭＫ２
が検出されると、続いてステップＳ９が実行され、その
脈波ＭＫ２の最高値Ｍ、　　（＋ｎ＋ｎＨｇ）および最
低値ｍ、　　（ｍｍ　Ｈｇ　）が決定される。そして、
ステップＳＩＯにおいては既に前記ステップＳ１２にお
いて定数Ｋ。、およびＫ　ｎ　ｉ　、、が決定されてい
るところからその判断が肯定されて、次にステップ３１
１が実行される。ステップＳｌｌにおいては、前記対応
関係式（１）および（２）から脈波ＭＫ２の最高値Ｍ２
および最低値ｍ２に対応する最高血圧値ＳＹＳおよび最
低血圧値ＤＩＡが求められ、それらの血圧値をその時の
生体の実際の血圧値と推定して、次のステップ３１３に
おいてブラウン管上に表示する。

以後、ステップＳ１４またはステップ３１５の判断が肯
定されるまで、ステップＳ８乃至ステップ３１５の作動
が繰り返し実行されて、インピダンス脈波が検出される
毎に、すなわち動脈の一拍毎にその脈波の最高値および
最低値に基づいて前記対応関係式（１）および（２）か
ら最高血圧値ＳＹＳおよび最低血圧値ＤＩＡが連続的に
測定且つ表示される。

そして、タイマの計数内容ＴがＴ。に達してステップ３
１５の判断が肯定されると、ステップ３２以下の作動が
繰り返され、ステップＳ６において新たに測定された実
際の最高血圧値Ｈ１最低血圧値し、およびステップＳ８
において検出される最先部の脈波の最高値、最低値に基
づいて、対応関係式（１）および（２）の定数Ｋ　ｍｍ
ｘおよびＫ　ｍ　ｉ　ｎが再び求められ、その新しい対
応関係式（１）および（２）から引き続いて検出される
脈波の最高値および最低値に基づいて連続的に血圧測定
が実行され且つ測定された血圧値が表示されるのである
。

以上のように、本実施例においては、一定の時間間隔毎
に測定される実際の最高血圧値および最低血圧値と、生
体の前腕部に固着された電極３０゜３２間に発生するイ
ンピダンス脈波の最高値および最低値との対応関係から
、そのインピダンス脈波の大きさに基づいて連続的に血
圧値が測定且つ表示されるのであるが、このインピダン
ス脈波は生体内部において心臓の拍動に同期して増減す
る血液量に対応して変化するものであって生体の体動に
よる影響を極めて受は難いのである。したがって、本実
施例によれば、上記のようなインピダンス脈波に基づい
て前記対応関係から血圧値が連続的に決定されるので、
被測定者の体動に起因して誤った値に血圧値が決定され
て血圧測定が困難となることが好適に解消されるととも
に、被測定者に運動負荷を加えながら血圧値をモニタし
ようとする場合にも正確な血圧測定が可能となる。

また、本実施例は、生体の一部を比較的高い圧力で圧迫
することにより連続的に血圧値を測定する形式の従来の
装置と比較して、血圧値を測定するために一定の時間間
隔毎に生体の一部を圧迫するだけで良いので、不快感、
泰血などの生体に対して与えられる苦痛が大幅に軽減さ
れるという利点がある。

また、本実施例によれば、生体の最高血圧値と最低血圧
値とが同時に且つ動脈の一拍毎に連続測定し得るため、
密度の高い医学的情報を得ることができるという利点が
ある。なお、本実施例においては、最高血圧値若しくは
最低血圧値のいずれか一方のみを連続測定するように構
成することも勿論可能であり、或いはそれらの平均値で
ある平均血圧値やその他の血圧値を連続測定するように
構成することもできる。

次に、本発明の他の実施例を説明する。なお、以下の実
施例において前述の実施例と共通する部分には同一の符
号を付して説明を省略する。

第５図に示すように、ステップＳ６にて決定される上腕
血圧値とインピダンス脈波に基づいて決定される血圧値
との関係がずれたと思われる状態、たとえば生体に固着
された電極３０．３２或いは電極３６．３８が外れた場
合、末梢血流抵抗が変化した場合、また生体自体に何等
かの異常が発生した場合には、外部からのノイズの影響
で脈波が乱れたり、或いは脈波が異常に小さくなってし
まうことから、その関係を求め直すためのステップ３１
６を設けても良い。このステップ３１６は、たとえば、
インピダンス脈波の振幅、基線（たとえば零ボルト線）
からインピダンス脈波のピーク値までの大きさが単位時
間（たとえば５ｓｅｃ）内に５０％以上変化したときに
異常と判定する。或いは、インピダンス脈波の発生時期
が正常時の発生周期よりもたとえば３０％以上ずれたと
きに異常と判定する。また、末梢血流抵抗の変化に関し
ては、第６図に示すように、インピダンス脈波に対して
その切痕（ノツチ）の位置を示す値（たとえば切痕から
上ピーク値までの大きさＡ／切痕がら下ピーク値までの
大きさＢ）が単位時間内に３０％以上変化したときに異
常と判定する。或いは、インピダンス脈波の一部であっ
て心臓拡張期に対応する部分（切痕以降の立ち下がり部
分Ｃ）の変化率（傾斜）が大きく変化したときに異常と
判定する。或いは、ステップＳ１２においてインピダン
ス脈波の大きさと上腕血圧値ＨおよびＬとの関係が求め
られたときのインピダンス脈波に基づく血圧値とそれ以
後のインピダンス脈波に基づく血圧値との差がたとえば
４０ｍｍＨｇ以上変化したときに異常と判定する。

以上、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明し
たが、本発明は他の態様においても適用される。

たとえば、前述の実施例においては、血圧値とインピダ
ンス脈波の大きさとの間に比例関係が成立するも゛のと
して、血圧値はインピダンス脈波に定数Ｋ（傾き）を乗
じることにより求められていたが、血圧値をＹ軸とし且
つインピダンス脈波の大きさをＸ軸とした場合には、イ
ンピダンス脈波に定数Ｋを乗じた上にさらにＹ軸の切片
を加えることにより血圧値を求めても良い。これは、イ
ンピダンス脈波が零のときであっても血圧値は必ずしも
零とはならないことが判っていることから、このＹ切片
を加えることにより、血圧値とインピダンス脈波との関
係がより正確なものとなるためである。なお、かかるＹ
切片は、たとえば、実際の血圧値とインピダンス脈波の
大きさとを２点において対応させてその２点を結ぶこと
により得られる直線から、血圧測定前の段階において予
め求めておいても良い。

また、前述の実施例においては、インピダンス脈波のピ
ーク値を最高血圧値ＳＹＳと対応させるように構成され
ているが、脈波の立ち上がり速度、すなわち下ピークか
ら上ピークまでの時間、立ち上がり部分の傾斜（変化率
）などと最高血圧値ＳＹＳとを対応させても良いのであ
る。最高血圧値が大きい程脈波の立ち上がりが急峻とな
るからである。

また、前述の実施例においては、生体の実際の血圧値は
血圧測定中において一定の時間間隔毎に測定されて脈波
との間の対応関係が−々求められたり、またインピダン
ス脈波の異常発生毎にその対応関係を求めたりしていた
が、血圧測定前において実際の血圧値および脈波を一度
検出してそれらの対応関係を求め、その対応関係を血圧
測定中に固定的に用いるようにしても差支えない。

また、前述の実施例では、実際の血圧値と脈波の大きさ
とが比例関係にあることを前提としてそれらの対応関係
が求められているが、血圧値が脈波の大きさの二次関数
で表される対応関係を求めたり、予めプログラムされた
血圧値と脈波の大きさとの対応関係を表す複数種類のデ
ータマツプの中から、被測定者である生体の血圧値およ
び脈波の大きさに基づいて一つのデータマツプを選択す
ることにより対応関係を求めたりするなど、その他の方
法で対応関係を求めるようにしても差支えない。

また、前述の実施例では、電極３０．３２，３６．３８
は、カフ１０が装着されたのと開院に装着されていたが
、カフ１０側とは異なる側の腕に装着しても良いのであ
る。また、カフ１０の装着位置においてカフ１０の内周
側の生体表面に装着されても良い。

また、前述の実施例において、ステップＳ６ではマイク
ロフォン１２によって採取されたコロトコフ音の発生・
消滅に基づいてカフ１０の降圧過程で血圧値が決定され
るに置方式が採用されていたが、生体の脈波の大きさの
変化に基づいて血圧値を決定するオシロメトリック方式
や、超音波によって動脈表壁の波動を検出し、その波動
の大きさの変化に従って血圧値を決定する超音波方式な
ど、その他の血圧測定方法を採用することもでき、さら
にカフ１０の昇圧過程で血圧測定を行うことも可能であ
る。

さらに、前述の実施例では連続測定された最高および最
低血圧値がブラウン管上に表示されるようになっている
が、同時にチャート等の記録紙にプリントして記録する
ようにしても良く、また、その他の種々の表示手段若し
くは記憶手段を採用し得る。

なお、上述したのはあくまでも本発明の一実施例であり
、本発明はその精神を逸脱しない範囲において種々変更
が加えられ得るものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例である血圧モニタ装置の構成
を説明する図である。第２図は第１図における血圧表示
器に表示される血圧値のトレンドの一例を示す図である
。第３図は第１図の装置の作動を説明するフローチャー
トである。第４図は第１図の装置において連続的に検出
されるインピダンス脈波の一例を示す図である。第５図
は本発明の他の実施例の作動の要部を説明するフローチ
ヤードである。第６図はインピダンス脈波の切痕位置、
或いは心臓拡張期に対応する部分を説明する図である。 ２９：血圧表示器（表示手段） ３０．３２：電極 ３３：差動増幅器（インピダンス脈波検出装置）出）願
人 コーリン電子株式会社 第２図 第４図 晴 門 第３図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 生体の血圧値をモニタする血圧モニタ装置であって、 生体の表皮に貼着される複数の電極と、 前記生体の該電極が貼着された部分におけるインピダン
   スを連続的に検出し、該インピダンスを表すインピダン
   ス脈波信号を出力するインピダンス脈波検出装置と、 予め求められた関係から、前記インピダンス脈波信号に
   基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段と
   、 該血圧値決定手段により決定された血圧値を表示する表
   示手段と、 を含むことを特徴とする血圧モニタ装置。