JPH09220206A - 自動血圧測定装置 - Google Patents
自動血圧測定装置Info
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- JPH09220206A JPH09220206A JP8031902A JP3190296A JPH09220206A JP H09220206 A JPH09220206 A JP H09220206A JP 8031902 A JP8031902 A JP 8031902A JP 3190296 A JP3190296 A JP 3190296A JP H09220206 A JPH09220206 A JP H09220206A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 血圧測定中に何等かの理由により誤作動が生
じた場合には、自動的に血圧測定が中止される自動血圧
測定装置を提供する。 【解決手段】 血圧測定前心拍数算出手段９２により血
圧測定が開始される前に算出された心拍数と、血圧測定
時心拍数算出手段９４により血圧測定が行われている間
に算出された心拍数との変化値が所定値以上となった場
合、たとえば、血圧測定に先立って昇圧させられるカフ
の圧迫値が所定の圧力値以上になるなどの誤作動が何等
かの理由により生じたことから被測定者の緊張が高まっ
て心拍数が増大した場合などには、敢えて測定中止スイ
ッチを押したり、主電源を切らなくとも、血圧測定中止
手段９６により自動的に血圧測定が中止される。
じた場合には、自動的に血圧測定が中止される自動血圧
測定装置を提供する。 【解決手段】 血圧測定前心拍数算出手段９２により血
圧測定が開始される前に算出された心拍数と、血圧測定
時心拍数算出手段９４により血圧測定が行われている間
に算出された心拍数との変化値が所定値以上となった場
合、たとえば、血圧測定に先立って昇圧させられるカフ
の圧迫値が所定の圧力値以上になるなどの誤作動が何等
かの理由により生じたことから被測定者の緊張が高まっ
て心拍数が増大した場合などには、敢えて測定中止スイ
ッチを押したり、主電源を切らなくとも、血圧測定中止
手段９６により自動的に血圧測定が中止される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体の血圧値を測
定する血圧測定手段を備えた自動血圧測定装置に関する
ものである。
定する血圧測定手段を備えた自動血圧測定装置に関する
ものである。
【０００２】
【従来の技術】生体の血圧測定を行うための自動血圧測
定装置としては、例えば、生体の一部に巻回されたカフ
の圧迫圧力を変化させる過程で、カフにおける心拍に同
期して発生する脈波を検出し、この脈波の振幅の変化に
基づいてよく知られるオシロメトリック方式により生体
の血圧値を決定する自動血圧測定装置が知られている。
例えば、特開平６−２９２６６０号公報に記載された自
動血圧測定装置がそれである。
定装置としては、例えば、生体の一部に巻回されたカフ
の圧迫圧力を変化させる過程で、カフにおける心拍に同
期して発生する脈波を検出し、この脈波の振幅の変化に
基づいてよく知られるオシロメトリック方式により生体
の血圧値を決定する自動血圧測定装置が知られている。
例えば、特開平６−２９２６６０号公報に記載された自
動血圧測定装置がそれである。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】ところで、上記自動血圧測定
装置において、たとえば、血圧測定に先立って昇圧させ
られるカフの圧迫圧力が所定圧力値以上になるなどの誤
作動が何等かの理由により生じた場合に、被測定者が血
圧測定を中止させる方法としては、測定中止スイッチを
押す方法か、或いは主電源を切る方法などが考えられ
る。ところが、被測定者が装置に不慣れであったり、或
いは、機械の苦手な高齢者などであった場合には、常に
そのような行動を速やかにとれるとは限らなかった。
装置において、たとえば、血圧測定に先立って昇圧させ
られるカフの圧迫圧力が所定圧力値以上になるなどの誤
作動が何等かの理由により生じた場合に、被測定者が血
圧測定を中止させる方法としては、測定中止スイッチを
押す方法か、或いは主電源を切る方法などが考えられ
る。ところが、被測定者が装置に不慣れであったり、或
いは、機械の苦手な高齢者などであった場合には、常に
そのような行動を速やかにとれるとは限らなかった。
【０００４】本発明は以上のような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、血圧測定
中に何等かの理由により誤作動が生じた場合には、自動
的に血圧測定が中止される自動血圧測定装置を提供する
ことにある。
されたものであり、その目的とするところは、血圧測定
中に何等かの理由により誤作動が生じた場合には、自動
的に血圧測定が中止される自動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第１の手段】かかる事情を解決
するための第１発明の要旨とするところは、生体の一部
に巻回されるカフの圧迫圧力を所定の手順に従って自動
的に変化させる過程で発生する脈拍同期波に基づいて生
体の血圧値を測定する血圧測定手段を備えた自動血圧測
定装置において、（ａ）前記血圧測定手段による生体の
血圧測定が開始される前に生体の心拍数を算出する血圧
測定前心拍数算出手段と、（ｂ）前記血圧測定手段によ
る生体の血圧測定が行われている間に生体の心拍数を算
出する血圧測定時心拍数算出手段と、（ｃ）血圧測定前
心拍数算出手段により算出される生体の心拍数と、血圧
測定時心拍数算出手段により算出される生体の心拍数と
の変化値が所定値以上となった場合には、前記血圧測定
手段による生体の血圧測定を中止させる血圧測定中止手
段とを、含むことにある。
するための第１発明の要旨とするところは、生体の一部
に巻回されるカフの圧迫圧力を所定の手順に従って自動
的に変化させる過程で発生する脈拍同期波に基づいて生
体の血圧値を測定する血圧測定手段を備えた自動血圧測
定装置において、（ａ）前記血圧測定手段による生体の
血圧測定が開始される前に生体の心拍数を算出する血圧
測定前心拍数算出手段と、（ｂ）前記血圧測定手段によ
る生体の血圧測定が行われている間に生体の心拍数を算
出する血圧測定時心拍数算出手段と、（ｃ）血圧測定前
心拍数算出手段により算出される生体の心拍数と、血圧
測定時心拍数算出手段により算出される生体の心拍数と
の変化値が所定値以上となった場合には、前記血圧測定
手段による生体の血圧測定を中止させる血圧測定中止手
段とを、含むことにある。
【０００６】
【第１発明の効果】このようにすれば、血圧測定前心拍
数算出手段により血圧測定が開始される前に算出された
心拍数と、血圧測定時心拍数算出手段により血圧測定が
行われている間に算出された心拍数との変化値が所定値
以上となった場合、たとえば、血圧測定に先立って昇圧
させられるカフの圧迫圧力が所定の圧力値以上になるな
どの誤作動が何等かの理由により生じたことから被測定
者の緊張が高まって心拍数が増大した場合などには、測
定中止スイッチを押したり、主電源を切らずとも、血圧
測定中止手段により自動的に血圧測定が中止されるため
非常に安全である。
数算出手段により血圧測定が開始される前に算出された
心拍数と、血圧測定時心拍数算出手段により血圧測定が
行われている間に算出された心拍数との変化値が所定値
以上となった場合、たとえば、血圧測定に先立って昇圧
させられるカフの圧迫圧力が所定の圧力値以上になるな
どの誤作動が何等かの理由により生じたことから被測定
者の緊張が高まって心拍数が増大した場合などには、測
定中止スイッチを押したり、主電源を切らずとも、血圧
測定中止手段により自動的に血圧測定が中止されるため
非常に安全である。
【０００７】
【課題を解決するための第２の手段】かかる事情を解決
するための第２発明の要旨とするところは、生体の一部
に巻回されるカフの圧迫圧力を所定の手順に従って自動
的に変化させる過程で発生する脈拍同期波に基づいて生
体の血圧値を測定する血圧測定手段を備えた自動血圧測
定装置において、（ａ）前記生体における心筋の活動電
位に伴って発生する心電誘導波形を検出するために前記
自動血圧測定装置のフレーム上に位置固定に設けられた
一対の心電電極と、（ｂ）一対の心電電極にそれぞれ接
触していた生体の一部が心電電極から離れたことに基づ
いて、前記血圧測定手段による生体の血圧測定を中止さ
せる血圧測定中止手段とを、含むことにある。
するための第２発明の要旨とするところは、生体の一部
に巻回されるカフの圧迫圧力を所定の手順に従って自動
的に変化させる過程で発生する脈拍同期波に基づいて生
体の血圧値を測定する血圧測定手段を備えた自動血圧測
定装置において、（ａ）前記生体における心筋の活動電
位に伴って発生する心電誘導波形を検出するために前記
自動血圧測定装置のフレーム上に位置固定に設けられた
一対の心電電極と、（ｂ）一対の心電電極にそれぞれ接
触していた生体の一部が心電電極から離れたことに基づ
いて、前記血圧測定手段による生体の血圧測定を中止さ
せる血圧測定中止手段とを、含むことにある。
【０００８】
【第２発明の効果】このようにすれば、通常は心電誘導
波形を検出させるために一対の心電電極に接触させられ
ている生体の一部は、たとえば、血圧測定に先立って昇
圧させられるカフの圧迫圧力が所定の圧力値以上になる
などの誤作動が何等かの理由により生じた場合には、そ
の苦痛を紛らわすために揺さぶられたりするために一時
的に心電電極から離れるため、測定中止スイッチを押し
たり、主電源を切らずとも、血圧測定中止手段により自
動的に血圧測定が中止されるので非常に安全である。
波形を検出させるために一対の心電電極に接触させられ
ている生体の一部は、たとえば、血圧測定に先立って昇
圧させられるカフの圧迫圧力が所定の圧力値以上になる
などの誤作動が何等かの理由により生じた場合には、そ
の苦痛を紛らわすために揺さぶられたりするために一時
的に心電電極から離れるため、測定中止スイッチを押し
たり、主電源を切らずとも、血圧測定中止手段により自
動的に血圧測定が中止されるので非常に安全である。
【０００９】
【発明の他の態様】さらに好適には、生体の一部に巻回
されるカフの圧迫圧力を所定の手順に従って自動的に変
化させる過程で発生する脈拍同期波に基づいて生体の血
圧値を測定する血圧測定手段を備えた自動血圧測定装置
において、（ａ）前記血圧測定手段による生体の血圧測
定が開始される前に生体の心拍周期を検出する血圧測定
前心拍周期検出手段と、（ｂ）前記血圧測定手段による
生体の血圧測定が行われている間に生体の心拍周期を検
出する血圧測定時心拍周期検出手段と、（ｃ）血圧測定
前心拍周期検出手段により検出される生体の心拍周期
と、血圧測定時心拍周期検出手段により検出される生体
の心拍周期との変化値が所定値以上となった場合には、
前記血圧測定手段による生体の血圧測定を中止させる血
圧測定中止手段とを、含むことにある。
されるカフの圧迫圧力を所定の手順に従って自動的に変
化させる過程で発生する脈拍同期波に基づいて生体の血
圧値を測定する血圧測定手段を備えた自動血圧測定装置
において、（ａ）前記血圧測定手段による生体の血圧測
定が開始される前に生体の心拍周期を検出する血圧測定
前心拍周期検出手段と、（ｂ）前記血圧測定手段による
生体の血圧測定が行われている間に生体の心拍周期を検
出する血圧測定時心拍周期検出手段と、（ｃ）血圧測定
前心拍周期検出手段により検出される生体の心拍周期
と、血圧測定時心拍周期検出手段により検出される生体
の心拍周期との変化値が所定値以上となった場合には、
前記血圧測定手段による生体の血圧測定を中止させる血
圧測定中止手段とを、含むことにある。
【００１０】このようにすれば、血圧測定前心拍周期検
出手段により血圧測定が開始される前に検出された心拍
周期と、血圧測定時心拍周期検出手段により血圧測定が
行われている間に検出された心拍周期との変化値が所定
値以上となった場合、たとえば、血圧測定に先立って昇
圧させられるカフの圧迫圧力が所定の圧力値以上になる
などの誤作動が何等かの理由により生じたために、被測
定者の緊張が高まって心拍周期が短縮した場合などに
は、測定中止スイッチを押したり、主電源を切らずと
も、血圧測定中止手段により自動的に血圧測定が中止さ
れるため非常に安全である。
出手段により血圧測定が開始される前に検出された心拍
周期と、血圧測定時心拍周期検出手段により血圧測定が
行われている間に検出された心拍周期との変化値が所定
値以上となった場合、たとえば、血圧測定に先立って昇
圧させられるカフの圧迫圧力が所定の圧力値以上になる
などの誤作動が何等かの理由により生じたために、被測
定者の緊張が高まって心拍周期が短縮した場合などに
は、測定中止スイッチを押したり、主電源を切らずと
も、血圧測定中止手段により自動的に血圧測定が中止さ
れるため非常に安全である。
【００１１】
【発明の実施の形態】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。図１は、脈波伝播速度測定機
能付き自動血圧測定装置８を示す斜視図である。
基づいて詳細に説明する。図１は、脈波伝播速度測定機
能付き自動血圧測定装置８を示す斜視図である。
【００１２】図１において、箱体１０には、被測定者の
右腕１２を差し込むための貫通穴１４が設けられてお
り、その貫通穴１４内には、袋状の可撓性布およびゴム
袋から成るカフ１５を内周面に備えて円筒状に保持され
たベルト１６が配設されている。また、貫通穴１４の背
面方向には、貫通穴１４から突き出した被測定者の右腕
１２を支持するための第１アームレスト１７が上向きに
傾斜して設けられており、その第１アームレスト１７の
先端部には、被測定者の心臓の活動に伴って発生する心
電誘導波形を検出するために、電極１８が被測定者の右
腕１２の手首に良好に接触するように配設されている。
なお、この第１アームレスト１７は、被測定者の手首か
ら常に正確な心電誘導波形を検出できるように、被測定
者の右腕１２の肘から手首に至るまでの筋肉が絶えず弛
緩した状態に保たれるように肘から手首に至る間を全体
的に支持する最適な支持面形状を備えている。また、箱
体１０の左側には、被測定者の左腕１３を支持するため
の第２アームレスト１９が設けられており、第２アーム
レスト１９の先端部には、同じく被測定者の心電誘導波
形を検出するために、電極１８が被測定者の左腕１３の
手首に接触するように配設されている。なお、この第２
アームレスト１９も、第１アームレスト１７と同様に被
測定者の左腕１３の肘から手首に至るまでの筋肉が絶え
ず弛緩した状態に保たれるように肘から手首に至る間を
全体的に支持する最適な支持面形状を備えている。箱体
１０の操作パネル２０には、起動スイッチ２２、停止ス
イッチ２４、プリンタ２６、カード挿入口２８などが配
設され、表示パネル３０には、最高血圧表示器３２、最
低血圧表示器３４、脈拍数表示器３６、時刻表示器３８
がそれぞれ配設されている。
右腕１２を差し込むための貫通穴１４が設けられてお
り、その貫通穴１４内には、袋状の可撓性布およびゴム
袋から成るカフ１５を内周面に備えて円筒状に保持され
たベルト１６が配設されている。また、貫通穴１４の背
面方向には、貫通穴１４から突き出した被測定者の右腕
１２を支持するための第１アームレスト１７が上向きに
傾斜して設けられており、その第１アームレスト１７の
先端部には、被測定者の心臓の活動に伴って発生する心
電誘導波形を検出するために、電極１８が被測定者の右
腕１２の手首に良好に接触するように配設されている。
なお、この第１アームレスト１７は、被測定者の手首か
ら常に正確な心電誘導波形を検出できるように、被測定
者の右腕１２の肘から手首に至るまでの筋肉が絶えず弛
緩した状態に保たれるように肘から手首に至る間を全体
的に支持する最適な支持面形状を備えている。また、箱
体１０の左側には、被測定者の左腕１３を支持するため
の第２アームレスト１９が設けられており、第２アーム
レスト１９の先端部には、同じく被測定者の心電誘導波
形を検出するために、電極１８が被測定者の左腕１３の
手首に接触するように配設されている。なお、この第２
アームレスト１９も、第１アームレスト１７と同様に被
測定者の左腕１３の肘から手首に至るまでの筋肉が絶え
ず弛緩した状態に保たれるように肘から手首に至る間を
全体的に支持する最適な支持面形状を備えている。箱体
１０の操作パネル２０には、起動スイッチ２２、停止ス
イッチ２４、プリンタ２６、カード挿入口２８などが配
設され、表示パネル３０には、最高血圧表示器３２、最
低血圧表示器３４、脈拍数表示器３６、時刻表示器３８
がそれぞれ配設されている。
【００１３】図２は、上記自動血圧測定装置８の回路構
成を説明するブロック線図である。図において、カフ１
５は、圧力センサ４０、切換弁４２、および空気ポンプ
４４と配管４６を介して接続されており、この切換弁４
２は、カフ１５内への圧力の供給を許容する圧力供給状
態、カフ１５内を徐々に排圧する徐速排圧状態、および
カフ１５内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態
に切り換えられるように構成されている。また、そのカ
フ１５を内周面に備えて円筒状に巻回されたベルト１６
の一端は固定され、且つ他端は減速機付きＤＣモータ４
８により駆動されるドラム５０により引き締められるよ
うに構成されている。圧力センサ４０は、カフ１５内の
圧力を検出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別
回路５２および脈波弁別回路５４にそれぞれ供給する。
成を説明するブロック線図である。図において、カフ１
５は、圧力センサ４０、切換弁４２、および空気ポンプ
４４と配管４６を介して接続されており、この切換弁４
２は、カフ１５内への圧力の供給を許容する圧力供給状
態、カフ１５内を徐々に排圧する徐速排圧状態、および
カフ１５内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態
に切り換えられるように構成されている。また、そのカ
フ１５を内周面に備えて円筒状に巻回されたベルト１６
の一端は固定され、且つ他端は減速機付きＤＣモータ４
８により駆動されるドラム５０により引き締められるよ
うに構成されている。圧力センサ４０は、カフ１５内の
圧力を検出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別
回路５２および脈波弁別回路５４にそれぞれ供給する。
【００１４】上記静圧弁別回路５２はローパスフィルタ
を備え、圧力信号ＳＰに含まれる定常的な圧力すなわち
カフ圧を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号
ＳＫをＡ／Ｄ変換器５６を介して電子制御装置５８へ供
給する。また、上記脈波弁別回路５４はバンドパスフィ
ルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号Ｓ
Ｍ1 を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ
変換器６０を介して電子制御装置５８へ供給する。この
脈波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、被測定者の心拍に同
期して図示しない上腕動脈から発生してカフ１５に伝達
される圧力振動波である。
を備え、圧力信号ＳＰに含まれる定常的な圧力すなわち
カフ圧を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号
ＳＫをＡ／Ｄ変換器５６を介して電子制御装置５８へ供
給する。また、上記脈波弁別回路５４はバンドパスフィ
ルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号Ｓ
Ｍ1 を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ
変換器６０を介して電子制御装置５８へ供給する。この
脈波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、被測定者の心拍に同
期して図示しない上腕動脈から発生してカフ１５に伝達
される圧力振動波である。
【００１５】上記電子制御装置５８は、ＣＰＵ６２、Ｒ
ＯＭ６４、ＲＡＭ６６、および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ６２は、ＲＡＭ６６の一時記憶機能を利用し
つつ予めＲＯＭ６４に記憶された手順に従って入力信号
を処理して駆動信号や表示信号などを出力する。すなわ
ち、血圧測定に際しては、ＣＰＵ６２は、予め定められ
た手順に従って減速機付きＤＣモータ４８を駆動するこ
とによりカフ１５を生体の上腕部に巻回し、空気ポンプ
４４を駆動することによりカフ１５により上腕部を圧迫
し、次いで切換弁４２を駆動してカフ１５の圧迫圧力を
徐々に降圧させ、その徐速降圧過程において得られる脈
波信号ＳＭ1 およびカフ圧信号ＳＫに基づいてオシロメ
トリック方式により血圧値を決定し、その血圧値を最高
血圧表示器３２および最低血圧表示器３４に表示させる
と同時に、記憶装置６８の血圧値記憶領域６９に順次記
憶させる。なお、この記憶装置６８は、磁気ディスク、
磁気テープ、揮発性半導体メモリ、或いは不揮発性半導
体メモリなどのよく知られた記憶装置により構成されて
いる。
ＯＭ６４、ＲＡＭ６６、および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ６２は、ＲＡＭ６６の一時記憶機能を利用し
つつ予めＲＯＭ６４に記憶された手順に従って入力信号
を処理して駆動信号や表示信号などを出力する。すなわ
ち、血圧測定に際しては、ＣＰＵ６２は、予め定められ
た手順に従って減速機付きＤＣモータ４８を駆動するこ
とによりカフ１５を生体の上腕部に巻回し、空気ポンプ
４４を駆動することによりカフ１５により上腕部を圧迫
し、次いで切換弁４２を駆動してカフ１５の圧迫圧力を
徐々に降圧させ、その徐速降圧過程において得られる脈
波信号ＳＭ1 およびカフ圧信号ＳＫに基づいてオシロメ
トリック方式により血圧値を決定し、その血圧値を最高
血圧表示器３２および最低血圧表示器３４に表示させる
と同時に、記憶装置６８の血圧値記憶領域６９に順次記
憶させる。なお、この記憶装置６８は、磁気ディスク、
磁気テープ、揮発性半導体メモリ、或いは不揮発性半導
体メモリなどのよく知られた記憶装置により構成されて
いる。
【００１６】心電誘導装置７０は、被測定者の右腕１２
の手首と左腕１３の手首に接触させられる一対の電極１
８を通して、心筋の活動電位を示す心電誘導波形、所謂
心電図を連続的に検出するものであり、その心電誘導波
形を示す信号を前記電子制御装置５８へ供給する。
の手首と左腕１３の手首に接触させられる一対の電極１
８を通して、心筋の活動電位を示す心電誘導波形、所謂
心電図を連続的に検出するものであり、その心電誘導波
形を示す信号を前記電子制御装置５８へ供給する。
【００１７】図３は、上記自動血圧測定装置８における
電子制御装置５８の前記第１発明に対応する制御機能の
要部を説明する機能ブロック線図である。図３におい
て、昇圧制御手段８０は、まず、切換弁４２を圧力供給
状態に切り換え、空気ポンプ４４を駆動することによ
り、カフ１５の圧迫圧力を所定の目標カフ圧値Ｐ1 （例
えば、１８０ｍｍＨｇ程度の圧力値）まで急速に昇圧
し、引き続き、切換弁４２を徐速排圧状態に切り換える
ことによりカフ１５の圧迫圧力を徐々に降圧させ、血圧
測定終了後は切換弁４２を急速排圧状態に切り換えるこ
とにより、カフ１５の圧迫圧力を急速排圧させる。血圧
測定手段８２は、カフ１５の圧迫圧力を緩やかに下降さ
せる徐速降圧過程において、圧力センサ４０を介して脈
波弁別回路５４により採取されるカフ脈波の振幅の変化
に基づいて良く知られたオシロメトリック方式により被
測定者の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを決
定し、カフ脈波の発生間隔に基づいて脈拍数ＨＲを算出
する。
電子制御装置５８の前記第１発明に対応する制御機能の
要部を説明する機能ブロック線図である。図３におい
て、昇圧制御手段８０は、まず、切換弁４２を圧力供給
状態に切り換え、空気ポンプ４４を駆動することによ
り、カフ１５の圧迫圧力を所定の目標カフ圧値Ｐ1 （例
えば、１８０ｍｍＨｇ程度の圧力値）まで急速に昇圧
し、引き続き、切換弁４２を徐速排圧状態に切り換える
ことによりカフ１５の圧迫圧力を徐々に降圧させ、血圧
測定終了後は切換弁４２を急速排圧状態に切り換えるこ
とにより、カフ１５の圧迫圧力を急速排圧させる。血圧
測定手段８２は、カフ１５の圧迫圧力を緩やかに下降さ
せる徐速降圧過程において、圧力センサ４０を介して脈
波弁別回路５４により採取されるカフ脈波の振幅の変化
に基づいて良く知られたオシロメトリック方式により被
測定者の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを決
定し、カフ脈波の発生間隔に基づいて脈拍数ＨＲを算出
する。
【００１８】心拍周期検出手段８４は心電誘導装置７０
から検出される心電誘導波形の時間間隔たとえばＲ波間
の時間間隔を検出することにより生体の心拍周期Ｔ
RR（ｍｓｅｃ）を心拍毎に連続的に検出する。このよう
に連続的に検出される心拍周期Ｔ RRには、たとえば図４
に示すようなゆらぎ（変動）が存在する。心拍周期変動
信号抽出手段８６は、上記心拍周期検出手段８４により
連続的に検出された生体の心拍周期ＴRRのゆらぎから、
生体の呼吸よりも低い所定の周波数成分から成る第１心
拍周期変動信号ＬＦＣRRと、生体の呼吸に略同期して発
生する心拍周期の変動成分である第２心拍周期変動信号
ＨＦＣRRとを抽出する。心拍周期変動信号抽出手段８６
では、例えば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）法或いは自己
回帰（ＡＲ）法などが用いられることにより心拍周期Ｔ
RRのゆらぎが周波数解析され、生体の呼吸周波数帯付近
（たとえば０．２５Ｈｚ）に発生するピークを有する周
波数成分の信号強度（信号パワー）を第２心拍周期変動
信号ＨＦＣRRとして出力し、上記生体の呼吸周波数の１
／３乃至１／４程度の周波数帯付近（たとえば０．０７
Ｈｚ）に発生するピークを有する周波数成分の信号強度
（信号パワー）を第１心拍周期変動信号ＬＦＣRRとして
出力する。図５は、上記心拍周期ＴRRのゆらぎから抽出
された第１心拍周期変動信号ＬＦＣRR、第２心拍周期変
動信号ＨＦＣRR、および０Ｈｚ周波数成分（直流成分）
の信号ＤＣRRの信号強度をそれぞれ示している。
から検出される心電誘導波形の時間間隔たとえばＲ波間
の時間間隔を検出することにより生体の心拍周期Ｔ
RR（ｍｓｅｃ）を心拍毎に連続的に検出する。このよう
に連続的に検出される心拍周期Ｔ RRには、たとえば図４
に示すようなゆらぎ（変動）が存在する。心拍周期変動
信号抽出手段８６は、上記心拍周期検出手段８４により
連続的に検出された生体の心拍周期ＴRRのゆらぎから、
生体の呼吸よりも低い所定の周波数成分から成る第１心
拍周期変動信号ＬＦＣRRと、生体の呼吸に略同期して発
生する心拍周期の変動成分である第２心拍周期変動信号
ＨＦＣRRとを抽出する。心拍周期変動信号抽出手段８６
では、例えば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）法或いは自己
回帰（ＡＲ）法などが用いられることにより心拍周期Ｔ
RRのゆらぎが周波数解析され、生体の呼吸周波数帯付近
（たとえば０．２５Ｈｚ）に発生するピークを有する周
波数成分の信号強度（信号パワー）を第２心拍周期変動
信号ＨＦＣRRとして出力し、上記生体の呼吸周波数の１
／３乃至１／４程度の周波数帯付近（たとえば０．０７
Ｈｚ）に発生するピークを有する周波数成分の信号強度
（信号パワー）を第１心拍周期変動信号ＬＦＣRRとして
出力する。図５は、上記心拍周期ＴRRのゆらぎから抽出
された第１心拍周期変動信号ＬＦＣRR、第２心拍周期変
動信号ＨＦＣRR、および０Ｈｚ周波数成分（直流成分）
の信号ＤＣRRの信号強度をそれぞれ示している。
【００１９】血圧測定開始手段８８は、心電信号の発生
状態に基づいて自動的に血圧測定を開始させるものであ
って、たとえば、心拍周期変動信号抽出手段８６により
出力される第１心拍周期変動信号ＬＦＣRRと第２心拍周
期変動信号ＨＦＣRRとの強度比（ＬＦＣRR／ＨＦＣRR）
が予め設定される所定値Ｘ以下となった場合に、前記血
圧測定手段８２による生体の血圧測定を開始させる。
尚、この所定値Ｘは被測定者の緊張が充分に解消された
状態である場合に算出される一定値であり、予め実験的
に算出されるものである。
状態に基づいて自動的に血圧測定を開始させるものであ
って、たとえば、心拍周期変動信号抽出手段８６により
出力される第１心拍周期変動信号ＬＦＣRRと第２心拍周
期変動信号ＨＦＣRRとの強度比（ＬＦＣRR／ＨＦＣRR）
が予め設定される所定値Ｘ以下となった場合に、前記血
圧測定手段８２による生体の血圧測定を開始させる。
尚、この所定値Ｘは被測定者の緊張が充分に解消された
状態である場合に算出される一定値であり、予め実験的
に算出されるものである。
【００２０】血圧測定前心拍数算出手段９２は、前記血
圧測定手段８２による生体の血圧測定が開始される前、
すなわち、前記昇圧制御手段８０による急速昇圧が開始
される前までに、前記心拍周期検出手段８４により検出
される生体の心拍周期ＴRR（ｍｓｅｃ）に基づいて、数
式１から心拍毎に連続的に算出される生体の心拍数ＨＲ
に、たとえば、それらの平均値ＨＲAVE を算出するなど
の統計的な処理を行って、血圧測定開始前の心拍数を算
出する。
圧測定手段８２による生体の血圧測定が開始される前、
すなわち、前記昇圧制御手段８０による急速昇圧が開始
される前までに、前記心拍周期検出手段８４により検出
される生体の心拍周期ＴRR（ｍｓｅｃ）に基づいて、数
式１から心拍毎に連続的に算出される生体の心拍数ＨＲ
に、たとえば、それらの平均値ＨＲAVE を算出するなど
の統計的な処理を行って、血圧測定開始前の心拍数を算
出する。
【００２１】
【数１】ＨＲ＝（６００００／ＴRR）
【００２２】血圧測定時心拍数算出手段９４は、前記血
圧測定手段８２による生体の血圧測定が実行されている
間、すなわち、前記昇圧制御手段７５による急速昇圧が
開始されてから急速排圧が終了されるまでに、前記心拍
周期検出手段８４により検出される生体の心拍周期ＴRR
（ｍｓｅｃ）に基づいて、数式１から心拍毎に連続的に
算出される生体の心拍数ＨＲに、たとえば、３拍毎の移
動平均値ＨＲi 〔＝（ＨＲi ＋ＨＲi+1 ＋ＨＲi+2 ）／
３〕（ｉ＝１，２，・・・ｎ）（ｂｐｍ）を算出するな
どの統計的な処理を行って、血圧測定実行時の心拍数を
逐次算出する。
圧測定手段８２による生体の血圧測定が実行されている
間、すなわち、前記昇圧制御手段７５による急速昇圧が
開始されてから急速排圧が終了されるまでに、前記心拍
周期検出手段８４により検出される生体の心拍周期ＴRR
（ｍｓｅｃ）に基づいて、数式１から心拍毎に連続的に
算出される生体の心拍数ＨＲに、たとえば、３拍毎の移
動平均値ＨＲi 〔＝（ＨＲi ＋ＨＲi+1 ＋ＨＲi+2 ）／
３〕（ｉ＝１，２，・・・ｎ）（ｂｐｍ）を算出するな
どの統計的な処理を行って、血圧測定実行時の心拍数を
逐次算出する。
【００２３】血圧測定中止手段９６は、上記平均値ＨＲ
AVE と移動平均値ＨＲi との変化値、たとえば、変化率
〔（｜ＨＲi −ＨＲAVE ｜／ＨＲAVE ）×１００〕
（％）、或いは変化量〔｜ＨＲi −ＨＲAVE ｜〕（ｂｐ
ｍ）を算出し、その変化値が所定値Ｙ以上となった場
合、たとえば、変化率が２５％以上、変化量が２０ｂｐ
ｍ以上となった場合には、前記血圧測定手段８２による
生体の血圧測定を中止させる。すなわち、昇圧制御手段
８０による空気ポンプ４４の駆動を中止させ、切換弁４
２を急速排圧状態に切り換えることにより、カフ１５の
圧迫圧力を急速排圧させる。
AVE と移動平均値ＨＲi との変化値、たとえば、変化率
〔（｜ＨＲi −ＨＲAVE ｜／ＨＲAVE ）×１００〕
（％）、或いは変化量〔｜ＨＲi −ＨＲAVE ｜〕（ｂｐ
ｍ）を算出し、その変化値が所定値Ｙ以上となった場
合、たとえば、変化率が２５％以上、変化量が２０ｂｐ
ｍ以上となった場合には、前記血圧測定手段８２による
生体の血圧測定を中止させる。すなわち、昇圧制御手段
８０による空気ポンプ４４の駆動を中止させ、切換弁４
２を急速排圧状態に切り換えることにより、カフ１５の
圧迫圧力を急速排圧させる。
【００２４】図６は、図３の機能ブロック線図に対応す
る上記電子制御装置５８の制御作動の要部を説明するフ
ローチャートである。図６のステップＳＡ１（以下、ス
テップを省略する。）では、カード読込み装置７２のカ
ード挿入口２８へ磁気カード７４が挿入されたか否かが
判断される。このステップＳＡ１の判断が否定された場
合には本ルーチンが終了させられるが、肯定された場合
にはＳＡ２において磁気カード７４に記録されたＩＤ信
号が読み込まれる。
る上記電子制御装置５８の制御作動の要部を説明するフ
ローチャートである。図６のステップＳＡ１（以下、ス
テップを省略する。）では、カード読込み装置７２のカ
ード挿入口２８へ磁気カード７４が挿入されたか否かが
判断される。このステップＳＡ１の判断が否定された場
合には本ルーチンが終了させられるが、肯定された場合
にはＳＡ２において磁気カード７４に記録されたＩＤ信
号が読み込まれる。
【００２５】続くＳＡ３では、読み込まれたＩＤ信号が
記憶装置６８の記憶領域に予め登録されたものであるか
否かが判断される。このＳＡ３の判断が否定された場合
すなわち磁気カード７４に記録されたＩＤ信号が未登録
である場合には、後述するＳＡ１８が実行されてカード
挿入口２８から磁気カード７４が送りだされる。しか
し、このＳＡ３の判断が肯定された場合すなわち磁気カ
ード７４に記録されたＩＤ信号が登録済である場合は、
続く心拍周期検出手段８４に対応するＳＡ４において、
心電誘導波形の時間間隔たとえばＲ波間の時間間隔が検
出されることにより生体の心拍周期ＴRRが心拍毎に連続
的に検出される。そして、心拍数算出手段９０に対応す
るＳＡ５において、ＳＡ４において検出された心拍周期
ＴRRに基づいて、予め設定された数式１から生体の心拍
数ＨＲが心拍毎に連続的に算出される。
記憶装置６８の記憶領域に予め登録されたものであるか
否かが判断される。このＳＡ３の判断が否定された場合
すなわち磁気カード７４に記録されたＩＤ信号が未登録
である場合には、後述するＳＡ１８が実行されてカード
挿入口２８から磁気カード７４が送りだされる。しか
し、このＳＡ３の判断が肯定された場合すなわち磁気カ
ード７４に記録されたＩＤ信号が登録済である場合は、
続く心拍周期検出手段８４に対応するＳＡ４において、
心電誘導波形の時間間隔たとえばＲ波間の時間間隔が検
出されることにより生体の心拍周期ＴRRが心拍毎に連続
的に検出される。そして、心拍数算出手段９０に対応す
るＳＡ５において、ＳＡ４において検出された心拍周期
ＴRRに基づいて、予め設定された数式１から生体の心拍
数ＨＲが心拍毎に連続的に算出される。
【００２６】次に、ＳＡ６においては、上記心拍周期Ｔ
RRが所定の拍数分以上検出されたか否かが判断される。
尚、この所定の拍数は後述するＳＡ７において信頼性の
高い心拍周期変動信号が安定して検出できるために最低
限必要な拍数であり、予め実験的に算出されるものであ
る。この判断が否定された場合はＳＡ４乃至ＳＡ６が繰
り返し実行されるが、この判断が肯定された場合には、
心拍周期変動信号抽出手段８６に対応するＳＡ７におい
て、生体の心拍周期ＴRRのゆらぎから、生体の呼吸より
も低い所定の周波数成分から成る第１心拍周期変動信号
ＬＦＣRRと、生体の呼吸に略同期して発生する心拍周期
の変動成分である第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとが抽
出される。
RRが所定の拍数分以上検出されたか否かが判断される。
尚、この所定の拍数は後述するＳＡ７において信頼性の
高い心拍周期変動信号が安定して検出できるために最低
限必要な拍数であり、予め実験的に算出されるものであ
る。この判断が否定された場合はＳＡ４乃至ＳＡ６が繰
り返し実行されるが、この判断が肯定された場合には、
心拍周期変動信号抽出手段８６に対応するＳＡ７におい
て、生体の心拍周期ＴRRのゆらぎから、生体の呼吸より
も低い所定の周波数成分から成る第１心拍周期変動信号
ＬＦＣRRと、生体の呼吸に略同期して発生する心拍周期
の変動成分である第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとが抽
出される。
【００２７】次に、血圧測定開始手段８８に対応するＳ
Ａ８が実行される。ＳＡ８においては、上記第１心拍周
期変動信号ＬＦＣRRと第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRと
の強度比（ＬＦＣRR／ＨＦＣRR）が予め設定される所定
値Ｘ以下となったか否かが判断される。この判断が否定
された場合には、再び上記ＳＡ４乃至ＳＡ８が実行され
るが、この判断が肯定された場合には、続く血圧測定前
心拍数算出手段９２に対応するＳＡ９において、ＳＡ９
が実行されるまでに算出された全ての心拍数ＨＲの平均
値ＨＲAVE が算出された後、続くＳＡ１０以下の血圧測
定作動が開始される。先ずＳＡ１０において、切換弁４
２が圧力供給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ４４が
駆動されてカフ圧Ｐが予め設定された目標カフ圧Ｐ
1 （例えば、１８０ｍｍＨｇ程度の圧力）まで昇圧され
た後、空気ポンプ４４が停止させられる。次いで、ＳＡ
１１において、切換弁４２が徐速排気状態に切り換えら
れることによりカフ１５内の徐速降圧が開始される。
Ａ８が実行される。ＳＡ８においては、上記第１心拍周
期変動信号ＬＦＣRRと第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRと
の強度比（ＬＦＣRR／ＨＦＣRR）が予め設定される所定
値Ｘ以下となったか否かが判断される。この判断が否定
された場合には、再び上記ＳＡ４乃至ＳＡ８が実行され
るが、この判断が肯定された場合には、続く血圧測定前
心拍数算出手段９２に対応するＳＡ９において、ＳＡ９
が実行されるまでに算出された全ての心拍数ＨＲの平均
値ＨＲAVE が算出された後、続くＳＡ１０以下の血圧測
定作動が開始される。先ずＳＡ１０において、切換弁４
２が圧力供給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ４４が
駆動されてカフ圧Ｐが予め設定された目標カフ圧Ｐ
1 （例えば、１８０ｍｍＨｇ程度の圧力）まで昇圧され
た後、空気ポンプ４４が停止させられる。次いで、ＳＡ
１１において、切換弁４２が徐速排気状態に切り換えら
れることによりカフ１５内の徐速降圧が開始される。
【００２８】次に、ＳＡ１２においては、脈波信号ＳＭ
1 が読み込まれて脈波が１拍検出されたか否かが判断さ
れる。この判断が否定された場合にはＳＡ１２が繰り返
し実行されるが、肯定された場合には、血圧測定手段８
２に対応するＳＡ１３の血圧測定ルーチンが実行され
る。この血圧測定ルーチンにおいては、カフ圧Ｐの徐速
降圧過程で逐次検出されたカフ脈波の振幅の変化に基づ
いて、良く知られたオシロメトリック方式の血圧値決定
アルゴリズムに従って最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値
ＤＢＰ1 、および平均血圧値ＭＢＰ1 が決定されると共
に、カフ脈波発生間隔に基づいて脈拍数ＨＲ1 が決定さ
れる。
1 が読み込まれて脈波が１拍検出されたか否かが判断さ
れる。この判断が否定された場合にはＳＡ１２が繰り返
し実行されるが、肯定された場合には、血圧測定手段８
２に対応するＳＡ１３の血圧測定ルーチンが実行され
る。この血圧測定ルーチンにおいては、カフ圧Ｐの徐速
降圧過程で逐次検出されたカフ脈波の振幅の変化に基づ
いて、良く知られたオシロメトリック方式の血圧値決定
アルゴリズムに従って最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値
ＤＢＰ1 、および平均血圧値ＭＢＰ1 が決定されると共
に、カフ脈波発生間隔に基づいて脈拍数ＨＲ1 が決定さ
れる。
【００２９】次に、ＳＡ１４においては、最高血圧値Ｓ
ＢＰ1 および最低血圧値ＤＢＰ1 の測定が完了したか否
かが判断される。この判断が否定された場合にはＳＡ１
２乃至ＳＡ１４が繰り返し実行される。しかし、この判
断が肯定された場合には、続くＳＡ１５において、測定
された上記最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値ＤＢＰ1、
平均血圧値ＭＢＰ1 、および脈拍数ＨＲ1 と測定日時と
が記憶装置６８の血圧値記憶領域６９内に被測定者毎に
記憶されると共に最高血圧表示器３２、最低血圧表示器
３４、脈拍数表示器３６にそれぞれ表示される。
ＢＰ1 および最低血圧値ＤＢＰ1 の測定が完了したか否
かが判断される。この判断が否定された場合にはＳＡ１
２乃至ＳＡ１４が繰り返し実行される。しかし、この判
断が肯定された場合には、続くＳＡ１５において、測定
された上記最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値ＤＢＰ1、
平均血圧値ＭＢＰ1 、および脈拍数ＨＲ1 と測定日時と
が記憶装置６８の血圧値記憶領域６９内に被測定者毎に
記憶されると共に最高血圧表示器３２、最低血圧表示器
３４、脈拍数表示器３６にそれぞれ表示される。
【００３０】次に、ＳＡ１６において、切換弁４２が急
速排圧状態に切り換えられることにより、カフ１５内の
急速排圧が開始される。続いてＳＡ１７において、前記
最高血圧値ＳＢＰ1 等が、プリンタ２６により記録紙上
に表示出力される。そして、続くＳＡ１８が実行される
ことにより、磁気カード７４がカード挿入口２８から送
り出される。
速排圧状態に切り換えられることにより、カフ１５内の
急速排圧が開始される。続いてＳＡ１７において、前記
最高血圧値ＳＢＰ1 等が、プリンタ２６により記録紙上
に表示出力される。そして、続くＳＡ１８が実行される
ことにより、磁気カード７４がカード挿入口２８から送
り出される。
【００３１】図７は、図６のメインルーチンにおけるＳ
Ａ１０乃至ＳＡ１６のステップが実行される期間におい
て、心電誘導波形のＲ波が検出された際に実行される割
り込みルーチンを説明する図である。図７において、Ｓ
Ｂ１では、心電誘導波形のＲ波が発生した時刻が読み込
まれる。続いてＳＢ２では、一周期前のＲ波の発生時刻
と今回のＲ波の発生時刻との時間差から心拍周期ＴRRが
検出される。
Ａ１０乃至ＳＡ１６のステップが実行される期間におい
て、心電誘導波形のＲ波が検出された際に実行される割
り込みルーチンを説明する図である。図７において、Ｓ
Ｂ１では、心電誘導波形のＲ波が発生した時刻が読み込
まれる。続いてＳＢ２では、一周期前のＲ波の発生時刻
と今回のＲ波の発生時刻との時間差から心拍周期ＴRRが
検出される。
【００３２】次に、心拍数算出手段９０に対応するＳＢ
３において、上記心拍周期ＴRRに基づいて、予め設定さ
れた数式１から生体の心拍数ＨＲが算出される。続いて
ＳＢ４において、心拍数ＨＲが３拍以上算出されたか否
かが判断される。この判断が否定された場合には本ルー
チンは終了させられるが、この判断が肯定された場合に
は、続く血圧測定時心拍数算出手段９４に対応するＳＢ
５において、心拍数ＨＲ３拍毎の移動平均値ＨＲi 〔＝
（ＨＲi ＋ＨＲi+1 ＋ＨＲi+2 ）／３〕（ｉ＝１，２，
・・・ｎ）（ｂｐｍ）が算出される。
３において、上記心拍周期ＴRRに基づいて、予め設定さ
れた数式１から生体の心拍数ＨＲが算出される。続いて
ＳＢ４において、心拍数ＨＲが３拍以上算出されたか否
かが判断される。この判断が否定された場合には本ルー
チンは終了させられるが、この判断が肯定された場合に
は、続く血圧測定時心拍数算出手段９４に対応するＳＢ
５において、心拍数ＨＲ３拍毎の移動平均値ＨＲi 〔＝
（ＨＲi ＋ＨＲi+1 ＋ＨＲi+2 ）／３〕（ｉ＝１，２，
・・・ｎ）（ｂｐｍ）が算出される。
【００３３】次に、血圧測定中止手段９６に対応するＳ
Ｂ６において、上記平均値ＨＲAVEと移動平均値ＨＲi
との変化値、たとえば、変化率〔（｜ＨＲi −ＨＲAVE
｜／ＨＲAVE ）×１００〕（％）、或いは変化量〔｜Ｈ
Ｒi −ＨＲAVE ｜〕（ｂｐｍ）が算出され、その変化値
が所定値Ｙ以上、たとえば、変化率が２５％以上、或い
は変化量が２０ｂｐｍ以上となったか否かが判断され
る。この判断が否定された場合には本ルーチンは終了さ
れるが、この判断が肯定された場合には、血圧測定中止
手段９６に対応するＳＢ７が実行されることにより、空
気ポンプ４４の駆動が中止させられ、切換弁４２が急速
排圧状態に切り換えられることにより、カフ１５の圧迫
圧力が急速排圧されて血圧測定が中止される。
Ｂ６において、上記平均値ＨＲAVEと移動平均値ＨＲi
との変化値、たとえば、変化率〔（｜ＨＲi −ＨＲAVE
｜／ＨＲAVE ）×１００〕（％）、或いは変化量〔｜Ｈ
Ｒi −ＨＲAVE ｜〕（ｂｐｍ）が算出され、その変化値
が所定値Ｙ以上、たとえば、変化率が２５％以上、或い
は変化量が２０ｂｐｍ以上となったか否かが判断され
る。この判断が否定された場合には本ルーチンは終了さ
れるが、この判断が肯定された場合には、血圧測定中止
手段９６に対応するＳＢ７が実行されることにより、空
気ポンプ４４の駆動が中止させられ、切換弁４２が急速
排圧状態に切り換えられることにより、カフ１５の圧迫
圧力が急速排圧されて血圧測定が中止される。
【００３４】上述のように、本実施例によれば、血圧測
定が開始される前に算出される心拍数ＨＲの平均値ＨＲ
AVE と、血圧測定が行われている間に逐次算出される心
拍数ＨＲの移動平均値ＨＲi との変化値が所定値以上と
なった場合、たとえば、血圧測定に先立って昇圧させら
れるカフの圧迫圧力が所定の圧力値以上となるなどの誤
作動が何等かの理由により生じたことから被測定者の緊
張が高まって心拍数が増大したり、或いはその苦痛を和
らげるために腕を揺さぶったために心電電極１８への腕
の接触が間欠的になったことから心拍数が減少したりし
た場合などには、敢えて測定中止スイッチを押したり、
主電源を切らずとも自動的に血圧測定が中止されるため
非常に安全である。
定が開始される前に算出される心拍数ＨＲの平均値ＨＲ
AVE と、血圧測定が行われている間に逐次算出される心
拍数ＨＲの移動平均値ＨＲi との変化値が所定値以上と
なった場合、たとえば、血圧測定に先立って昇圧させら
れるカフの圧迫圧力が所定の圧力値以上となるなどの誤
作動が何等かの理由により生じたことから被測定者の緊
張が高まって心拍数が増大したり、或いはその苦痛を和
らげるために腕を揺さぶったために心電電極１８への腕
の接触が間欠的になったことから心拍数が減少したりし
た場合などには、敢えて測定中止スイッチを押したり、
主電源を切らずとも自動的に血圧測定が中止されるため
非常に安全である。
【００３５】また、本実施例によれば、血圧測定が開始
される前に算出される心拍数ＨＲの平均値ＨＲAVE と、
血圧測定が行われている間に逐次算出される心拍数ＨＲ
の移動平均値ＨＲi との変化値に基づいて、血圧測定の
中止が判断されているため、例えば、それぞれ対応する
期間内の任意の１拍の心拍数を比較して判断するよりも
判定精度が高められている。
される前に算出される心拍数ＨＲの平均値ＨＲAVE と、
血圧測定が行われている間に逐次算出される心拍数ＨＲ
の移動平均値ＨＲi との変化値に基づいて、血圧測定の
中止が判断されているため、例えば、それぞれ対応する
期間内の任意の１拍の心拍数を比較して判断するよりも
判定精度が高められている。
【００３６】次に、第２発明の一実施例を図面に基づい
て詳細に説明する。尚、本実施例において、上述の実施
例と同一の構成を有する部分には同一の符号を付して説
明を省略する。
て詳細に説明する。尚、本実施例において、上述の実施
例と同一の構成を有する部分には同一の符号を付して説
明を省略する。
【００３７】図８は、前記電子制御装置５８の制御機能
の要部を説明する機能ブロック線図である。図８におい
て、血圧測定中止手段９８は心電電極１８に予め接触し
ていた生体の一部が心電電極１８から離れたことに基づ
いて、前記血圧測定手段８２による生体の血圧測定を中
止させる。この電極外れを検出する方法としては、例え
ば、心電誘導波形のＲ波が発生する平均的な時間間隔の
２倍に相当する時間だけ心電誘導波形のＲ波が検出され
なかった場合には電極外れが生じたものと推定する方法
などが挙げられる。
の要部を説明する機能ブロック線図である。図８におい
て、血圧測定中止手段９８は心電電極１８に予め接触し
ていた生体の一部が心電電極１８から離れたことに基づ
いて、前記血圧測定手段８２による生体の血圧測定を中
止させる。この電極外れを検出する方法としては、例え
ば、心電誘導波形のＲ波が発生する平均的な時間間隔の
２倍に相当する時間だけ心電誘導波形のＲ波が検出され
なかった場合には電極外れが生じたものと推定する方法
などが挙げられる。
【００３８】図９は、図８の機能ブロック線図に対応す
る制御作動の要部を説明するフローチャートである。図
９において、ＳＣ１乃至ＳＣ４はＳＡ１乃至ＳＡ４に、
ＳＣ５乃至ＳＣ７はＳＡ６乃至ＳＡ８に、ＳＣ８乃至Ｓ
Ｃ１６はＳＡ１０乃至ＳＡ１８と同様であるので説明を
省略する。
る制御作動の要部を説明するフローチャートである。図
９において、ＳＣ１乃至ＳＣ４はＳＡ１乃至ＳＡ４に、
ＳＣ５乃至ＳＣ７はＳＡ６乃至ＳＡ８に、ＳＣ８乃至Ｓ
Ｃ１６はＳＡ１０乃至ＳＡ１８と同様であるので説明を
省略する。
【００３９】図１０は、図９のメインルーチンにおける
ステップＳＣ８乃至ＳＣ１４が実行される期間におい
て、心電誘導波形のサンプリング入力周期と同等以上の
所定の周期、たとえば１０（ｍｓｅｃ）毎に実行される
サブルーチンを示したフローチャートである。図１０に
おいて、ＳＢ１では心電誘導波形のＲ波が検出されたか
否かが判断される。この判断が肯定された場合は、続く
ＳＢ２において心電誘導波形のＲ波が検出された時刻が
読み込まれる。しかし、この判断が否定された場合は、
ＳＢ３において、前回の心電誘導波形のＲ波の発生時刻
から現在の時刻までの時間間隔ＴW が計測される。
ステップＳＣ８乃至ＳＣ１４が実行される期間におい
て、心電誘導波形のサンプリング入力周期と同等以上の
所定の周期、たとえば１０（ｍｓｅｃ）毎に実行される
サブルーチンを示したフローチャートである。図１０に
おいて、ＳＢ１では心電誘導波形のＲ波が検出されたか
否かが判断される。この判断が肯定された場合は、続く
ＳＢ２において心電誘導波形のＲ波が検出された時刻が
読み込まれる。しかし、この判断が否定された場合は、
ＳＢ３において、前回の心電誘導波形のＲ波の発生時刻
から現在の時刻までの時間間隔ＴW が計測される。
【００４０】次に、ＳＢ４において上記時間間隔Ｔ
W が、たとえば、予め算出される心電誘導波形のＲ波が
発生する平均的な時間間隔の２倍に相当する所定時間α
以上となったか否かが判断される。この判断が否定され
た場合は本ルーチンは終了させられるが、この判断が肯
定された場合は、続く血圧測定中止手段９８に相当する
ＳＤ５が実行されることにより、空気ポンプ４４の駆動
が中止させられ、切換弁４２が急速排圧状態に切り換え
られることにより、カフ１５の圧迫圧力が急速排圧され
て血圧測定が中止される。
W が、たとえば、予め算出される心電誘導波形のＲ波が
発生する平均的な時間間隔の２倍に相当する所定時間α
以上となったか否かが判断される。この判断が否定され
た場合は本ルーチンは終了させられるが、この判断が肯
定された場合は、続く血圧測定中止手段９８に相当する
ＳＤ５が実行されることにより、空気ポンプ４４の駆動
が中止させられ、切換弁４２が急速排圧状態に切り換え
られることにより、カフ１５の圧迫圧力が急速排圧され
て血圧測定が中止される。
【００４１】上述のように、本実施例によれば、通常は
心電誘導波形を検出させるために心電電極１８に接触さ
せられている被測定者の腕が心電電極１８から離れた場
合、たとえば、血圧測定に先立って昇圧させられるカフ
の圧迫圧力が所定の圧力値以上になるなどの誤作動が何
等かの理由により生じたことから、その苦痛を紛らわす
ために被測定者の腕が揺さぶられたりした場合に、敢え
て測定中止スイッチを押したり、主電源を切らずとも自
動的に血圧測定が中止されるので非常に安全である。
心電誘導波形を検出させるために心電電極１８に接触さ
せられている被測定者の腕が心電電極１８から離れた場
合、たとえば、血圧測定に先立って昇圧させられるカフ
の圧迫圧力が所定の圧力値以上になるなどの誤作動が何
等かの理由により生じたことから、その苦痛を紛らわす
ために被測定者の腕が揺さぶられたりした場合に、敢え
て測定中止スイッチを押したり、主電源を切らずとも自
動的に血圧測定が中止されるので非常に安全である。
【００４２】以上、本発明の様々な実施例を説明した
が、本発明はその他の態様においても適用される。
が、本発明はその他の態様においても適用される。
【００４３】例えば、前述の実施例において、図７のＳ
Ｂ４において検出される心拍周期Ｔ RRは心電誘導波形の
Ｒ波間の時間間隔から検出されていたが、たとえば、圧
力センサ４０において検出されるカフ脈波の発生間隔か
ら検出されるように構成されていても構わない。
Ｂ４において検出される心拍周期Ｔ RRは心電誘導波形の
Ｒ波間の時間間隔から検出されていたが、たとえば、圧
力センサ４０において検出されるカフ脈波の発生間隔か
ら検出されるように構成されていても構わない。
【００４４】また、前述の実施例において、電極外れの
判定は心電誘導波形のＲ波の発生間隔の２倍に相当する
時間に基づいて行われていたが、たとえば、Ｒ波の発生
間隔そのものが判定基準とされても構わない。また、判
定方法としてはその他の方法、たとえば、心電電極１８
に設けられる圧力センサに体の一部が接触しているか否
かを判定する方法などの様々な判定方法が採用され得
る。
判定は心電誘導波形のＲ波の発生間隔の２倍に相当する
時間に基づいて行われていたが、たとえば、Ｒ波の発生
間隔そのものが判定基準とされても構わない。また、判
定方法としてはその他の方法、たとえば、心電電極１８
に設けられる圧力センサに体の一部が接触しているか否
かを判定する方法などの様々な判定方法が採用され得
る。
【００４５】また、前述の実施例においては、図６のＳ
Ａ９において心拍平均ＨＲAVE が算出され、図７のＳＢ
７において心拍移動平均ＨＲi が算出されて、ＳＢ８に
おいて心拍平均ＨＲAVE と心拍移動平均ＨＲi との変化
率或いは変化量に基づいて、血圧測定の中止が判定され
ていたが、ＳＡ９において心拍周期ＴRRの平均値
（Ｔ RR）AVE が算出され、ＳＢ７において心拍周期ＴRR
の移動平均値（ＴRR）i が算出されて、ＳＢ８において
心拍周期平均（ＴRR）AVE と心拍周期移動平均（ＴRR）
i との変化率或いは変化量に基づいて、血圧測定の中止
が判定されるように構成されていても同様の効果を奏す
ることができる。
Ａ９において心拍平均ＨＲAVE が算出され、図７のＳＢ
７において心拍移動平均ＨＲi が算出されて、ＳＢ８に
おいて心拍平均ＨＲAVE と心拍移動平均ＨＲi との変化
率或いは変化量に基づいて、血圧測定の中止が判定され
ていたが、ＳＡ９において心拍周期ＴRRの平均値
（Ｔ RR）AVE が算出され、ＳＢ７において心拍周期ＴRR
の移動平均値（ＴRR）i が算出されて、ＳＢ８において
心拍周期平均（ＴRR）AVE と心拍周期移動平均（ＴRR）
i との変化率或いは変化量に基づいて、血圧測定の中止
が判定されるように構成されていても同様の効果を奏す
ることができる。
【００４６】本発明はその主旨を逸脱しない範囲におい
てその他種々の変更が加えられ得るものである。
てその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である心電誘導波形検出機能
付き自動血圧測定装置を説明する斜視図である。
付き自動血圧測定装置を説明する斜視図である。
【図２】図１の実施例の回路構成を説明するブロック線
図である。
図である。
【図３】図１の実施例の電子制御装置の前記第１発明に
対応する制御機能の要部を説明する機能ブロック線図で
ある。
対応する制御機能の要部を説明する機能ブロック線図で
ある。
【図４】図１の実施例の心電誘導装置により検出される
心電誘導波形のＲ波間の時間間隔から検出される心拍周
期ＴRRのゆらぎ（変動）を例示した図である。
心電誘導波形のＲ波間の時間間隔から検出される心拍周
期ＴRRのゆらぎ（変動）を例示した図である。
【図５】上記心拍周期ＴRRのゆらぎから抽出される第１
心拍周期変動信号ＬＦＣRR、第２心拍周期変動信号ＨＦ
ＣRR、および０Ｈｚの周波数成分（直流成分）ＤＣRRを
例示した図である。
心拍周期変動信号ＬＦＣRR、第２心拍周期変動信号ＨＦ
ＣRR、および０Ｈｚの周波数成分（直流成分）ＤＣRRを
例示した図である。
【図６】図３の機能ブロック線図に対応する電子制御装
置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
【図７】図６のメインルーチンにおけるＳＡ１０乃至Ｓ
Ａ１６のステップが実行される期間において、心電誘導
波形のＲ波が検出された際に実行される割り込みルーチ
ンを示すフローチャートである。
Ａ１６のステップが実行される期間において、心電誘導
波形のＲ波が検出された際に実行される割り込みルーチ
ンを示すフローチャートである。
【図８】図１の実施例の電子制御装置の前記第２発明に
対応する制御機能の要部を説明する機能ブロック線図で
ある。
対応する制御機能の要部を説明する機能ブロック線図で
ある。
【図９】図８の機能ブロック線図に対応する電子制御装
置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
【図１０】図９のメインルーチンにおけるＳＣ８乃至Ｓ
Ｃ１４のステップが実行される期間において、所定の周
期毎に実行されるサブルーチンを示すフローチャートで
ある。
Ｃ１４のステップが実行される期間において、所定の周
期毎に実行されるサブルーチンを示すフローチャートで
ある。
８：心電誘導波形検出機能付き自動血圧測定装置 １５：カフ １８：心電電極 ７０：心電誘導装置 ８２：血圧測定手段 ９２：血圧測定前心拍数算出手段 ９４：血圧測定時心拍数算出手段 ９６：血圧測定中止手段 ９８：血圧測定中止手段
Claims (2)
- 【請求項１】 生体の一部に巻回されるカフの圧迫圧力
を所定の手順に従って自動的に変化させる過程で発生す
る脈拍同期波に基づいて該生体の血圧値を測定する血圧
測定手段を備えた自動血圧測定装置において、 前記血圧測定手段による該生体の血圧測定が開始される
前に該生体の心拍数を算出する血圧測定前心拍数算出手
段と、 前記血圧測定手段による該生体の血圧測定が行われてい
る間に該生体の心拍数を算出する血圧測定時心拍数算出
手段と、 該血圧測定前心拍数算出手段により算出される該生体の
心拍数と、該血圧測定時心拍数算出手段により算出され
る該生体の心拍数との変化値が所定値以上となった場合
には、前記血圧測定手段による生体の血圧測定を中止さ
せる血圧測定中止手段とを、含むことを特徴とする自動
血圧測定装置。 - 【請求項２】 生体の一部に巻回されるカフの圧迫圧力
を所定の手順に従って自動的に変化させる過程で発生す
る脈拍同期波に基づいて該生体の血圧値を測定する血圧
測定手段を備えた自動血圧測定装置において、 前記生体における心筋の活動電位に伴って発生する心電
誘導波形を検出するために前記自動血圧測定装置のフレ
ーム上に位置固定に設けられた一対の心電電極と、 該一対の心電電極にそれぞれ接触していた生体の一部が
該心電電極から離れたことに基づいて、前記血圧測定手
段による生体の血圧測定を中止させる血圧測定中止手段
とを、含むことを特徴とする自動血圧測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8031902A JPH09220206A (ja) | 1996-02-20 | 1996-02-20 | 自動血圧測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8031902A JPH09220206A (ja) | 1996-02-20 | 1996-02-20 | 自動血圧測定装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09220206A true JPH09220206A (ja) | 1997-08-26 |
Family
ID=12343943
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8031902A Pending JPH09220206A (ja) | 1996-02-20 | 1996-02-20 | 自動血圧測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH09220206A (ja) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001204696A (ja) * | 2000-01-31 | 2001-07-31 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 電子血圧計 |
| GB2362954A (en) * | 2000-06-02 | 2001-12-05 | Cardionetics Ltd | Blood pressure measurement |
| JP2008178513A (ja) * | 2007-01-24 | 2008-08-07 | Health & Life Co Ltd | 血圧の測定方法及び測定装置 |
| JP2012110448A (ja) * | 2010-11-22 | 2012-06-14 | Parama Tec:Kk | 血圧測定システム及びカフ装置 |
| WO2015169242A1 (zh) * | 2014-05-08 | 2015-11-12 | 北京睿仁医疗科技有限公司 | 一种能够自动调度测量设备电源的方法及设备 |
| CN105725998A (zh) * | 2015-11-05 | 2016-07-06 | 香港应用科技研究院有限公司 | 使用心理状态验证进行血压测量的系统 |
| JP2018055690A (ja) * | 2013-09-27 | 2018-04-05 | ノキア テクノロジーズ オーユー | ウェアラブル電子機器 |
-
1996
- 1996-02-20 JP JP8031902A patent/JPH09220206A/ja active Pending
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001204696A (ja) * | 2000-01-31 | 2001-07-31 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 電子血圧計 |
| GB2362954A (en) * | 2000-06-02 | 2001-12-05 | Cardionetics Ltd | Blood pressure measurement |
| JP2008178513A (ja) * | 2007-01-24 | 2008-08-07 | Health & Life Co Ltd | 血圧の測定方法及び測定装置 |
| JP2012110448A (ja) * | 2010-11-22 | 2012-06-14 | Parama Tec:Kk | 血圧測定システム及びカフ装置 |
| JP2018055690A (ja) * | 2013-09-27 | 2018-04-05 | ノキア テクノロジーズ オーユー | ウェアラブル電子機器 |
| WO2015169242A1 (zh) * | 2014-05-08 | 2015-11-12 | 北京睿仁医疗科技有限公司 | 一种能够自动调度测量设备电源的方法及设备 |
| CN105725998A (zh) * | 2015-11-05 | 2016-07-06 | 香港应用科技研究院有限公司 | 使用心理状态验证进行血压测量的系统 |
| CN105725998B (zh) * | 2015-11-05 | 2018-08-17 | 香港应用科技研究院有限公司 | 使用心理状态验证进行血压测量的系统 |
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|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20041118 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20041130 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050131 |
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| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20050222 |
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| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20050621 |