JPH0549606A - 非観血式連続血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 最高血圧値を連続的に測定し得る非観血式の
連続血圧測定装置を提供する。 【構成】 制御手段に相当するステップＳ１４乃至ステ
ップＳ１９により、カフ圧ＣＰが心拍信号のＱ波の発生
時点からＫ音の発生開始時点ＫまでのＱ−Ｋ時間：Ｔ_q
が一定となるように連続的に制御される。そして、最高
血圧値決定手段に相当するステップＳ２０により、この
カフ圧ＣＰに基づいて生体の最高血圧値が連続的に決定
されるとともに、表示手段に相当するＳ２１および表示
器５４により最高血圧値が連続的に表示される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、生体の血圧値を連続的
に測定する非観血式の連続血圧測定装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】血圧測定方法は、一般に、観血式の方法
と非観血式の方法とに大別される。前者は、生体の血管
にカテーテルを挿入して、そのカテーテルに接続された
圧力計で生体の血圧値を直接測定するものであり、後者
は、生体の一部を圧迫するための圧迫手段を備えて、生
体の血圧値を間接的に測定するものである。ところで、
これら観血式血圧測定方法と非観血式血圧測定方法とを
比べた場合、装置の構成および取扱いが簡単で、生体に
及ぼす影響も少ない等の利点があることから、非観血式
血圧測定方法の方が有利であり、したがって生体の血圧
値の測定には非観血式の血圧測定装置を用いることが望
まれる。

【０００３】

【発明が解決すべき課題】しかしながら、従来の非観血
式血圧測定装置では、圧迫手段の生体に対する圧迫圧力
を一定の変化速度で変動させて、その圧迫圧力の変動過
程で発生する心拍に同期した血流音や脈波等を検出し、
これら検出した血流音や脈波等の変動に基づいて血圧値
を決定するようになっていたため、血圧値を測定するの
に比較的長い時間を要し、このためその使用形態が、血
圧値を単発的に、あるいは比較的長い周期で繰り返して
測定するような形態に限定されているのが実情であっ
た。すなわち、たとえば自律神経疾患等の診断に際して
生体の反応を血圧値の変動をもって調べるための血圧測
定装置の使用形態の一つに、生体の最高血圧値をできる
だけ連続的に測定する要望があるのであるが、従来の非
観血式血圧測定装置では、前述のように血圧値を繰り返
して測定できる周期が長いことからこのような形態には
使用できず、したがってこのような形態には、前述した
ような観血式の血圧測定装置を用いなければならなかっ
たのである。

【０００４】本発明は以上の事情を背景として為された
ものであり、その目的とするところは、最高血圧値を連
続的に測定し得る非観血式の連続血圧測定装置を提供す
ることにある。

【０００５】

【課題を解決するための手段】斯かる目的を達成するた
めの本発明の要旨とするところは、図１のクレーム対応
図に示されるように、生体の血圧値を連続的に測定する
非観血式連続血圧測定装置であって、(a) 生体の一部を
圧迫するためのカフを有する圧迫手段と、(b)その圧迫
手段による圧迫によって前記生体内から発生する血流音
を検出するマイクロホンと、(c) 前記生体の心拍を検出
して心拍信号を発生する心拍検出手段と、(d) 前記心拍
信号の発生時点から前記血流音の発生開始時点までの時
間が一定となるように、前記圧迫手段の圧迫圧力を連続
的に制御する制御手段と、(e) 前記圧迫圧力に基づいて
前記生体の最高血圧値を連続的に決定する最高血圧値決
定手段と、(f) その最高血圧値決定手段により決定され
た最高血圧値を連続的に表示する表示手段とを、含むこ
とにある。

【０００６】

【作用】このようにすれば、マイクロホンにより血流音
が検出され且つ心拍検出手段により心拍が検出されると
ともに、制御手段により、圧迫手段の生体に対する圧迫
圧力が上記心拍を表す心拍信号の発生時点から上記血流
音の発生開始時点までの時間が一定となるように連続的
に制御される。そして、最高血圧値決定手段により、こ
の圧迫圧力に基づいて生体の最高血圧値が連続的に決定
されるとともに、表示手段により最高血圧値が連続的に
表示される。

【０００７】

【発明の効果】このように、本発明の連続血圧測定装置
では、心拍の発生時点と血流音の発生開始時点との時間
差に基づいて最高血圧値の変動に追随するように制御さ
れる圧迫手段の圧迫圧力から最高血圧値が決定されるよ
うになっているため、非観血式にて最高血圧値が連続的
に測定され得るのである。

【０００８】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。

【０００９】図２において、１０は、生体の一部、例え
ば上腕部に取り付けられてその上腕部を圧迫するための
カフであって、電磁給気弁１２を介して電動ポンプ１４
から空気を供給される空気ダンパ１６に接続されるとと
もに、電磁排気弁１８を介して大気に連通させられるよ
うになっており、電磁給気弁１２からの給気および電磁
排気弁１８からの排気によって生体に対する圧迫圧力を
調節し得るようになっている。つまり、本実施例では、
カフ１０，電磁給気弁１２，電動ポンプ１４，空気ダン
パ１６および電磁排気弁１８から圧迫手段が構成されて
いるのである。なお、空気ダンパ１６にはリリーフ弁１
９が接続されており、ダンパ１６内の圧力が一定圧力、
例えば３００mmＨｇ以上には上昇しないようにされてい
る。

【００１０】また、このカフ１０には圧力センサ２０と
マイクロホン２２とが接続されており、圧力センサ２０
によってカフ１０内の圧力が検出されるとともに、マイ
クロホン２２によって血流音であるコロトコフ音（以
下、単にＫ音という）が検出されるようになっている。
そして、圧力センサ２０で検出されたカフ１０内の圧力
は圧力信号ＳＰとしてローパスフィルタ２６に供給さ
れ、マイクロホン２２で検出されたＫ音はＫ音信号ＳＫ
としてバンドパスフィルタ２８に供給される。ローパス
フィルタ２６は圧力信号ＳＰ中から振動成分を除去した
静的な圧力を検出して、この静的な圧力を表す圧力信号
ＳＰ’をＡ／Ｄコンバータ３０に供給する。また、バン
ドパスフィルタ２８は、Ｋ音信号ＳＫ中から３０〜８０
Ｈｚ程度の信号を取り出してＡ／Ｄコンバータ３０に供
給する。そして、Ａ／Ｄコンバータ３０は、Ｉ／Ｏポー
ト３２からの指令信号に従ってそれら各フィルタから供
給された信号を時分割的にＡ／Ｄ変換し、それらデジタ
ル化した信号をＩ／Ｏポート３２に供給する。さらに、
本連続血圧測定装置には本発明の心拍検出手段に相当す
る生体の心拍を検出するための心電計５６が備えられて
おり、この心電計５６から出力される生体の心拍を表す
心拍信号ＥＳＧがＩ／Ｏポート３２に供給されるように
なっている。

【００１１】一方、Ｉ／Ｏポート３２には、スタート押
釦３８が接続されて、その押圧操作に基づいてスタート
信号ＳＴが供給されるようになっているとともに、設定
器３９によってタイムアップ時間が設定され得るように
されたタイマー４０が接続されて、そのタイマー４０か
らタイムアップ信号ＳＵが供給されるようになってい
る。

【００１２】Ｉ／Ｏポート３２はデータバスラインを介
してＣＰＵ４２，ＲＡＭ４４およびＲＯＭ４６に接続さ
れており、ＣＰＵ４２からの指令に従って前記Ａ／Ｄコ
ンバータ３０からの圧力信号ＳＰ’，Ｋ音信号ＳＫ，心
電計５６からの心拍信号ＥＳＧ、スタート押釦３８から
のスタート信号ＳＴ，およびタイマー４０からのタイム
アップ信号ＳＵをデータバスラインに供給する。ＣＰＵ
４２は予めＲＯＭ４６に記憶されたプログラムに従って
ＲＡＭ４４の一時記憶機能を利用しつつ信号処理を実行
し、Ｉ／Ｏポート３２を介してポンプ駆動信号ＳＡ，給
気制御信号ＳＣ，排気制御信号ＳＥおよびタイマー作動
信号ＳＳをそれぞれポンプ駆動回路４８，給気弁駆動回
路５０，排気弁駆動回路５２およびタイマー４０に供給
するとともに、信号処理の結果得られた生体の最高血圧
値を表示信号ＤＤとして表示器５４に供給する。

【００１３】ポンプ駆動回路４８は、ポンプ駆動信号Ｓ
Ａが供給されている間、前記電動ポンプ１４に駆動電力
を供給し、空気ダンパ１６へ空気を圧送させる。給気弁
駆動回路５０は、給気制御信号ＳＣが供給されている
間、前記電磁給気弁１２に駆動電力を供給して電磁給気
弁１２を開き、空気ダンパ１６内の空気をカフ１０へ圧
送させる。また、排気弁駆動回路５２は図示しないＤ／
Ａコンバータを備え、排気制御信号ＳＥの内容に応じた
駆動電力を前記電磁排気弁１８に供給して、電磁排気弁
１８を排気制御信号ＳＥの内容に応じた開度に調節し、
カフ１０からの排気量を制御する。さらに、タイマー４
０は、タイマー作動信号ＳＳが入力された時点から作動
を開始し、その作動開始時点から設定器３９で設定され
た時間の経過後、タイムアップ信号ＳＵを出力する。

【００１４】そして、このような非観血式血圧測定装置
により、図３および図４に示すフローチャートに従って
生体の最高血圧値が殆んど心拍の一拍毎に連続的に測定
されるようになっている。以下、このフローチャートに
従って本血圧測定装置の作動を説明する。

【００１５】図３において、電源が投入されると、ま
ず、ステップＳ１においてタイマー４０のタイムアップ
時間Ｔ_o が設定器３９によって設定され、最高血圧値の
連続測定期間が設定される。そして、この連続測定期間
の設定後、ステップＳ２が実行される。

【００１６】このステップＳ２では、スタート押釦３８
が押圧操作されたか否かが判断される。そして、スター
ト信号ＳＴが入力されてスタート押釦３８が押圧操作さ
れたと判断されると、引き続いてステップＳ３が実行さ
れ、排気制御信号ＳＥが電磁排気弁１８を閉じる内容に
設定されるとともに、給気制御信号ＳＣが給気弁駆動回
路５０に供給されて電磁給気弁１２が開かれ、同時にポ
ンプ駆動回路４８へポンプ駆動信号ＳＡが供給されて電
動ポンプ１４が駆動され、空気ダンパ１６およびカフ１
０への空気の圧送が開始される。なお、空気ダンパ１６
への電動ポンプ１４による空気の圧送は前記ステップＳ
１において行うようにしてもよい。このように、血圧測
定の開始に先立って空気ダンパ１６内の圧力を予め高め
ておけば、カフ１０への空気の圧送を効率的に行うこと
ができる。

【００１７】ステップＳ３が終了すると、続くステップ
Ｓ４において、圧力信号ＳＰ’が表すカフ１０の実際の
圧力ＣＰが予め設定されている目標上限圧力ＣＰ_o より
も大きくなったか否かが判断される。そして、実際の圧
力ＣＰが目標上限圧力ＣＰ_o を上回ったと判断される
と、引き続いてステップＳ５が実行され、給気弁駆動回
路５０への給気制御信号ＳＣの供給が停止されて電磁給
気弁１２が閉じられ、カフ１０への空気の供給が停止さ
れるとともに、排気弁駆動回路５２への排気制御信号Ｓ
Ｅがカフ１０内の空気を徐々に排気する内容に変更され
て、電磁排気弁１８の開度がその内容に応じて調節さ
れ、カフ１０内の圧力が血圧値の測定に適した速度で徐
々に降下させられる。

【００１８】ステップＳ５に引き続いて実行されるステ
ップＳ６では、Ａ／Ｄコンバータ３０からのＫ音信号Ｓ
Ｋに基づいて、Ｋ音の発生開始時点が検出されたか否か
を以てＫ音が発生されたか否かが判断される。そして、
Ｋ音が未だ検出されていないと判断された場合にはこの
ステップが繰り返され、逆にＫ音が検出されたと判断さ
れると、引き続いてステップＳ７が実行されて、そのＫ
音を検出した時点の圧力信号ＳＰ’が表すカフ１０内の
圧力ＣＰが最高血圧値として記憶される。

【００１９】ステップＳ７において最高血圧値が記憶さ
れると引き続いてステップＳ８が実行され、カフ１０内
の圧力ＣＰがステップＳ７で記憶された最高血圧値より
も１０mmＨｇ低くなった時点で電磁排気弁１８が閉じら
れるように排気制御信号ＳＥの内容が設定される。これ
よって、カフ圧ＣＰが最高血圧値よりも１０mmＨｇ小さ
い圧力に設定されて維持される。そして、このステップ
Ｓ８の実行によってカフ圧ＣＰが上記圧力に設定された
時点で次のステップＳ９が実行され、タイマー作動信号
ＳＳがタイマー４０に供給されてタイマー４０の作動が
開始される。

【００２０】ステップＳ９が終了すると、引き続いてス
テップＳ１０において心電計５４からの心拍信号ＥＳＧ
に基づいて心拍信号ＥＳＧのＱ波が検出されたか否かを
以て心拍が発生したか否かが判断される。そして、心拍
が未だ検出されていないと判断された場合にはこのステ
ップが繰り返され、心拍が検出されたと判断されるとそ
の心拍の発生時点、すなわち本実施例ではＱ波の発生時
点が記憶される。そしてステップＳ１１において前記ス
テップＳ６と同様にＫ音が発生されたか否かが判断さ
れ、Ｋ音が検出されたと判断された場合には、そのＫ音
の発生時点、すなわちＫ音の発生開始時点が記憶され
る。ステップＳ１１はこのＫ音検出後直ちに終了し、引
き続いてステップＳ１２が実行される。

【００２１】図４に示されるように、ステップＳ１２で
は、上記ステップＳ１０とＳ１１とにおいて記憶された
心拍信号ＥＳＧの発生時点とＫ音の発生開始時点とから
それらの発生時点の時間差（以下、単にＱ−Ｋ時間とい
う）が求められ、これが基準Ｑ−Ｋ時間：Ｔ_qoとして記
憶される。そして、続くステップＳ１３において、その
ステップＳ１２で求められた基準Ｑ−Ｋ時間：Ｔ_qoが前
記ステップＳ７で記憶された最高血圧値と共に表示信号
ＤＤとして表示器５４に送られ、数値表示等の所定の形
態で表示・記録される。

【００２２】上記Ｑ−Ｋ時間は、心拍信号ＥＳＧのＱ波
の発生時点と脈波の立上がり時点Ｐとの差であるＱ−Ｐ
時間と、脈波の立上がり時点ＰとＫ音の発生開始時点Ｋ
との差であるＰ−Ｋ時間との和として表される。前者の
Ｑ−Ｐ時間は生体によって略一定であり、一方後者Ｐ−
Ｋ時間は、生体が同じ姿勢を維持している間は、図５に
示されるように、その最高血圧値も殆ど変動しないた
め、カフ圧ＣＰを一定圧力に維持すれば、心拍に同期し
て発生する脈波（この図では、動脈圧が示されている）
の形状も殆んど同じ形状に維持され、その脈波の立ち上
がり時点（図中符号ｐで示される位置）と脈波（動脈
圧）がカフ圧ＣＰとほぼ一致してＫ音を発生する時点
（図中符号ｋで示される位置）との差であるＰ−Ｋ時間
も一定に保たれるため、上記最高血圧値，カフ圧ＣＰお
よびＱ−Ｋ時間は互いに１：１の関係に保たれる。従っ
て、上記基準Ｑ−Ｋ時間：Ｔ_qoが求められるまでは、生
体には同じ姿勢を維持させて生体の最高血圧値が変動し
ないようにし、これによってステップＳ７で記憶された
最高血圧値，ステップＳ１２で求められた基準Ｑ−Ｋ時
間：Ｔ_qo，およびステップＳ８で設定されたカフ１０内
の圧力ＣＰが、互いに１：１に対応するようにする。ち
なみに、Ｐ−Ｋ時間は、図６に示されているように、生
体の最高血圧値が一定であればカフ圧ＣＰが高い程長く
なり、また図７に示されているように、カフ圧ＣＰが一
定の場合には、最高血圧値が低い程長くなる。このた
め、Ｑ−Ｋ時間も生体の最高血圧値が一定であればカフ
圧ＣＰが高い程長くなり、カフ圧ＣＰが一定の場合に
は、最高血圧値が低い程長くなるのである。なお、心拍
信号ＥＳＧのうち、Ｑ波の代わりにＲ波などを用いても
上記の定義は何等変わらない。

【００２３】ステップＳ１３において前述のように基準
Ｑ−Ｋ時間：Ｔ_qoとその基準Ｑ−Ｋ時間：Ｔ_qoの検出時
における生体の最高血圧値が表示されると、引き続いて
ステップＳ１４が実行され、新たな心拍の検出操作が前
記ステップＳ１０と同様に行われる。そして、新たなＱ
波が検出されるとその発生時点が記憶され、続くステッ
プＳ１５において前記ステップＳ１１と同様にＫ音の発
生開始時点が検出されてその発生開始時点が記憶され
る。そして、引き続いて実行されるステップＳ１６にお
いて、それらステップＳ１４およびＳ１５で検出・記憶
された新たなＱ波の発生時点およびＫ音の発生開始時点
から、前記ステップＳ１２と同様にＱ−Ｋ時間：Ｔ_q が
求められる。

【００２４】ステップＳ１６において、新たなＱ−Ｋ時
間：Ｔ_q が求められると引き続いてステップＳ１７が実
行され、ステップＳ１６で新たに求められたＱ−Ｋ時
間：Ｔ_q が前記ステップＳ１２で求められた基準Ｑ−Ｋ
時間：Ｔ_qoを中心とする予め定められた許容範囲（Ｔ_qo
±α）よりも大きいか小さいか、あるいはその許容範囲
内に入っているかどうかが判断される。そして、Ｑ−Ｋ
時間：Ｔ_q がその許容範囲（実際にはＴ_qo＋α）よりも
大きいと判断された場合にはステップＳ１８が、その許
容範囲（実際にはＴ_qo−α）よりも小さいと判断された
場合にはステップＳ１９が、またその許容範囲内に入っ
ていると判断された場合にはステップＳ２０がそれぞれ
引き続いて実行される。すなわち、ステップＳ１７にお
いては、Ｑ−Ｋ時間：Ｔ_q を基準Ｑ−Ｋ時間：Ｔ_qoと比
較することにより、カフ圧ＣＰと生体の最高血圧値との
差が一定の許容範囲よりも小さいのか、あるいはその範
囲を超えて大きくなっているのか、またはその範囲内に
入っているのかが判断されるのであり、カフ圧ＣＰと最
高血圧値との差が上記一定の許容範囲よりも小さいと判
断された場合にはステップＳ１８が、またその範囲より
も大きくなっていると判断された場合にはステップＳ１
９が、さらにその範囲内に入っていると判断された場合
にはステップＳ２０がそれぞれ実行されるのである。

【００２５】ステップＳ１７において新たに求められた
Ｑ−Ｋ時間：Ｔ_q が許容範囲（Ｔ_qo±α）よりも大き
く、カフ圧ＣＰと生体の最高血圧値との差が一定の許容
範囲よりも小さいと判断された場合に実行されるステッ
プＳ１８では、排気弁駆動回路５２に供給される排気制
御信号ＳＥがカフ圧ＣＰを１０mmＨｇだけ降圧する内容
に変更されてカフ圧ＣＰがその圧力分だけ降圧され、こ
の降圧後、前記ステップＳ１４以後が繰り返される。ま
た、ステップＳ１７においてＱ−Ｋ時間：Ｔ_q が許容範
囲（Ｔ_qo±α）よりも小さく、カフ圧ＣＰと生体の最高
血圧値との差が一定の許容範囲よりも大きいと判断され
た場合に実行されるステップＳ１９では、給気駆動回路
５０に対してカフ圧ＣＰが１０mmＨｇ昇圧する間給気制
御信号ＳＣが供給され、これによってカフ圧ＣＰが昇圧
された後、前記ステップＳ１４以後が繰り返して実行さ
れる。そして、Ｑ−Ｋ時間：Ｔ_q が許容範囲（Ｔ_qo±
α）内に入り、カフ圧ＣＰと生体の最高血圧値との差が
一定の許容範囲内に入ると判断された場合に実行される
ステップＳ２０では、その時のカフ圧ＣＰが読み込まれ
るとともに、その読み込まれたカフ圧ＣＰに前記ステッ
プＳ８で降圧された圧力１０mmＨｇが加算された値が最
高血圧値として決定され、この最高血圧値が、続くステ
ップＳ２１において、ステップＳ１６で求められた最新
のＱ−Ｋ時間：Ｔ_q と共に表示信号ＤＤとして表示器５
４に供給され、表示・記録される。

【００２６】すなわち、ステップＳ１４〜Ｓ１９では、
ステップＳ１６で求められるＱ−Ｋ時間：Ｔ_q が±αの
許容誤差範囲内で基準Ｑ−Ｋ時間：Ｔ_qoに一致するよう
に、つまりカフ圧ＣＰと生体の最高血圧値との差が一定
の許容範囲内に入るように、カフ圧ＣＰが１０mmＨｇ毎
に昇降圧制御され、ステップＳ２０では、そのように調
節されたカフ圧ＣＰに対して予め降圧された分の圧力１
０mmＨｇが加算されることにより生体の最高血圧値が決
定されるのであり、このステップＳ２０で決定された生
体の最高血圧値が続くステップＳ２１において表示器５
４に表示・記録されるのである。そして、このような操
作が後述するように血圧測定期間の間繰り返して実行さ
れることにより、殆んど心拍の一拍毎に連続的に生体の
最高血圧値が求められ、それが数字表示されるととも
に、チャートまたはブラウン管の時間軸上にプロットさ
れることにより最高血圧値のトレンドが表示・記録され
るのである。なお、上述の説明から明らかなように、本
実施例では、ステップＳ１４〜Ｓ１９により制御手段
が、またステップＳ２０により最高血圧値決定手段が、
Ｓ２１および表示器５４により表示手段がそれぞれ構成
されている。

【００２７】ステップＳ２１において最高血圧値とＱ−
Ｋ時間：Ｔ_q が表示されると、引き続いてステップＳ２
２が実行され、血圧測定時間が終了したか否かが判断さ
れる。そして、未だタイマー４０からのタイムアップ信
号ＳＵが入力されず、血圧測定時間が終了していないと
判断されると、前記ステップＳ１４以後が再び繰り返さ
れて生体の最高血圧値の測定が引き続いて行なわれ、逆
にタイムアップ信号ＳＵが入力されて血圧測定時間が終
了したと判断されると、ステップＳ２３が実行されて排
気制御信号ＳＥが電磁排気弁１８を全開する内容に設定
され、電磁排気弁１８が全開されてカフ１０内の空気が
急速に排気されるとともに、ポンプ駆動回路４８へのポ
ンプ駆動信号ＳＡの供給が停止される。そして、このス
テップＳ２３の終了後プログラムは終了する。

【００２８】上述したように、本実施例の連続血圧測定
装置によれば、心拍の発生時点と血流音の発生開始時点
との時間差Ｑ−Ｋ時間に基づいて最高血圧値の変動に追
随するように制御されるカフ圧ＣＰから最高血圧値が決
定されるようになっているため、非観血式にて最大測定
誤差１０mmＨｇで殆んど心拍の一拍毎に連続的に生体の
最高血圧値を測定できるのである。これによって生体の
自律神経疾患等の診断のための連続的な血圧測定にも非
観血式の血圧測定装置を使用することが可能となったの
である。

【００２９】なお、本実施例では、上述のようにカフ１
０が１０mmＨｇ毎に昇降圧制御されるようになっている
ことから、最高血圧値の最大測定誤差は１０mmＨｇとな
るが、自律神経疾患等の診断では最高血圧値の経時変化
の様子が判ればよいため、この程度の誤差は充分許容さ
れるのである。

【００３０】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、本発明はこの他の態様にても実施され
得る。

【００３１】例えば、前述の実施例では、最高血圧値は
心拍信号ＥＳＧのうちのＱ波とＫ音との発生時間差に基
づいて決定されていたが、心拍信号ＥＳＧのＰ波、Ｒ波
などとＫ音との発生時間差に基づいて決定されても何等
差し支えない。

【００３２】また、前述の実施例ではカフ圧ＣＰが最高
血圧値から１０mmＨｇ降圧させられ、この降圧させられ
たカフ圧ＣＰにおいてＫ音の発生開始時点が検出される
とともに、心拍の発生時点からＫ音の発生開始時点まで
の期間が一定となるようにカフ圧ＣＰが制御されるよう
になっていたが、これはＫ音を最高血圧値と同じカフ圧
ＣＰで得られる信号よりもやや大きな信号として検出し
易くするとともに、雑音を除去して測定誤差を少なくす
る目的でなされているものであり、したがって必ずしも
１０mmＨｇに限定されるものではなく、状況に応じて適
宜変更することが可能である。

【００３３】また、前述の実施例では、カフ圧ＣＰの昇
降制御が１０mmＨｇ毎に行われるようになっていたが、
これも例えば５mmＨｇ毎等、あるいは基準値と比較値と
の差が大きいほど昇降圧力を大きくする等、状況に応じ
て適宜変更することができる。なお、昇降圧制御を一定
の圧力毎に行う場合には、その昇降圧力を小さくするこ
とにより、最高血圧値の最大測定誤差を小さくして測定
精度を向上でき、逆に大きくすることにより、生体の最
高血圧値の急激な変動に対する追従性を向上することが
可能となる。

【００３４】また、前述の実施例においては、血流音と
してＫ音が採取されるようになっていたが、マイクロホ
ン２２として、たとえば変位型マイクロホンのような可
聴周波数以下の周波数成分を検出できる形式のマイクロ
ホンを使用し、これによって得られる数Ｈｚ以上の準可
聴周波数（subaudible prequency）の脈音をＫ音の替わ
りに用いるようにしてもよい。この形式のマイクロホン
によって得られる脈音の波形はむしろ前記脈波の形に近
いものである。

【００３５】また、前記実施例では、カフ圧ＣＰを制御
するのに、カフ圧ＣＰを昇圧および降圧し得るようにさ
れていたが、自律神経疾患等の診断では主として最高血
圧値が上昇するトレンドを見ることが必要とされること
から、カフ圧ＣＰを制御する機能としてカフ圧を単に昇
圧制御し得る機能だけを持たせるようにしてもよい。

【００３６】さらに、前記実施例では、電動ポンプ１４
とカフ１０との間に空気ダンパ１６と電磁給気弁１２が
介在させられていたが、これら空気ダンパ１６や電磁給
気弁１２を省くことも可能である。

【００３７】その他、一々列挙はしないが、本発明がそ
れぞれその趣旨を逸脱しない範囲内において種々なる変
形，修正，改良等を施した態様で実施し得ることは勿論
である。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のクレーム対応図である。

【図２】本発明の一実施例を示すブロック線図である。

【図３】図２の実施例の作動を説明するフローチャート
の一部である。

【図４】図２の実施例の作動を説明するフローチャート
の一部である。

【図５】最高血圧値とカフ圧が一定の場合における脈波
とＰ−Ｋ時間との関係を説明するタイムチャートであ
る。

【図６】最高血圧値が一定の場合におけるカフ圧とＰ−
Ｋ時間との関係を説明するタイムチャートである。

【図７】カフ圧が一定の場合における最高血圧値とＰ−
Ｋ時間との関係を説明するタイムチャートである。

【符号の説明】

１０：カフ、１２：電磁給気弁、１４：電動ポンプ、 １６：空気ダンパ、１８：電磁排気弁（圧迫手段） ２２：マイクロホン ５４：表示器（表示手段） ５６：心電計（心拍検出手段） ステップＳ１４乃至ステップＳ１９（制御手段） ステップＳ２０（最高血圧値決定手段） ステップＳ２１（表示手段）

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 生体の血圧値を連続的に測定する非観血
   式連続血圧測定装置であって、 生体の一部を圧迫するためのカフを有する圧迫手段と、 該圧迫手段による圧迫によって前記生体内から発生する
   血流音を検出するマイクロホンと、 前記生体の心拍を検出して心拍信号を発生する心拍検出
   手段と、 前記心拍信号の発生時点から前記血流音の発生開始時点
   までの時間が一定となるように、前記圧迫手段の圧迫圧
   力を連続的に制御する制御手段と、 前記圧迫圧力に基づいて前記生体の最高血圧値を連続的
   に決定する最高血圧値決定手段と、 該最高血圧値決定手段により決定された最高血圧値を連
   続的に表示する表示手段と、 を含むことを特徴とする非観血式連続血圧測定装置。