JPH0331047B2

JPH0331047B2 -

Info

Publication number: JPH0331047B2
Application number: JP59200503A
Authority: JP
Inventors: Yoshihiro Kaneko; Osamu Tochikubo; Hiroyuki Yokoi
Original assignee: E & D Kk
Current assignee: E & D Kk
Priority date: 1984-09-27
Filing date: 1984-09-27
Publication date: 1991-05-02
Also published as: JPS6179441A

Description

【発明の詳細な説明】［技術分野］本発明は非観血式自動血圧計に備えるカフ最適
加圧制御装置に関し、特に被験者の最高血圧点付
近でカフ加圧を自動停止することを可能にしたカ
フ最適加圧制御装置に関するものである。

［従来技術及びその問題点］従来の非観血式自動血圧計にみられるカフ圧力
制御方式は、典型的な被験者の最高血圧を充分に
カバーできる加圧停止点（150〜200mmHg）を予
め設定し、該設定値まで一律にカフ圧を上昇させ
るものであつた。このため血圧測定に要する時間
はカフ排気速度を一定とすると被験者の最高血圧
を越えて加圧した分だけ長くなる。しかも最高血
圧判定の際に２〜３mmHgの一定排気速度が必要
とされるのは最高血圧付近の数心拍間であり、こ
れより高い圧力をカフに加えることは事実上不必
要な測定時間をかけていることになり、患者に苦
痛を与えるばかりでなく、短時間の血圧変動を捕
える為の高速測定実現の障害ともなつていた。

また従来のこの種の自動血圧計は加圧手段とし
てダイヤフラム式ポンプやピストン式ポンプ等を
使用しており、測定の度に加圧手段の発する騒音
は被験者のみならず周囲の人々へもストレスを加
える原因となつていた。しかも夜間にはこの騒音
により長期血圧モニタ患者が眠りからさめるた
め、睡眠中の血圧動態を捕えることができないと
いう不都合を生じていた。

［発明の目的］本発明は上述した従来技術の欠点に鑑みて成さ
れたものであつて、その目的とする所は、カフ加
圧を被験者の最高血圧点付近で自動停止させるこ
とにより、実質血圧測定時間の短縮されるカフ最
適加圧制御装置を提供することにある。

また本発明の他の目的は、加圧騒音を一切なく
したカフ最適加圧制御装置を提供することにあ
る。

また本発明の他の目的は、小型軽量で長時間の
連続使用に耐えるカフ最適加圧制御装置を提供す
ることにある。

［発明の概要］本発明はカフ最適加圧制御装置は、上記目的を
達成するため、カフ圧を上昇させる加圧手段と、
コロトコフ音を検出するＫ音検出手段と、前記加
圧手段の付勢中に前記Ｋ音検出手段から出力され
たコロトコフ音信号からその周期時間を検出し、
検出した周期時間を基にして次のコロトコフ音信
号の有無を判定し、入力有の時には更に次のコロ
トコフ音信号の有無を検出し、入力無の時には周
期時間の経過時をもつて最大血圧になると仮想す
る決定手段と、該決定手段による仮想時間を入力
指令として前記加圧手段を停止する制御手段とを
備え、実測の最大血圧より僅か大な圧力を上限と
して加圧するようにしたものである。

また、前記制御手段は、先行するコロトコフ音
信号が一つである場合には、コロトコフ音信号検
出後、経験的に得られた所定時間を経過した時を
もつて前記加圧手段の付勢を停止するようにして
もよい。

また、前記加圧手段の一例として液化ガスボン
ベに封入された液化ガスを圧力源とすることが好
ましい。

［発明の実施例］以下、添付図面に従つて本発明に好適なる一実
施例を詳細に説明する。

第１図は本発明に係る一実施例の自動血圧計を
示すブロツク構成図である。図において、１は腕
に巻かれたカフ、２はコロトコフ音検出用のマイ
ク、３はカフ圧を検出及び制御するためカフ１と
装置本体間を接続するパイプである。本体は大き
く分けて３つの構成部分より成る。４はカフ圧を
検出及び制御する圧力制御部、５はコロトコフ音
を検出するコロトコフ音検出部、６は装置本体の
主制御を掌るセントラルプロセツシングユニツト
（CPU）である。更に７は被験者の最高最低血圧
等を表示する表示部であり通常は本体に常備され
ている。８は同じく最高最低血圧等を記録する記
録部であり長時間にわたる自動測定をするような
場合に接続される。

圧力制御部４は液化酸素又は液化炭酸ガス
（CC₂）等を封入したボンベ、あるいは圧縮空気
等を封入したボンベから成る圧力源９と、圧力源
９出力のガス圧を一定に調整するレギユレータ１
０と、カフを加圧するための給気弁１１と、カフ
圧を一定速度（２〜３mmHg／Sec）で減圧する
ための定排弁１２と、カフ圧を急速度で減圧する
ための急排弁１３と、カフ圧を検出して電気信号
に変換する圧力センサ１４と、圧力センサ１４出
力のアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／
Ｄ変換器１５から成つている。本実施例装置が圧
力源９にポンプ類を用いない理由は加圧騒音を一
切なくすためである。また本実施例装置がポンプ
類の代りにガスボンベを用いる理由はカフ圧を上
昇させる際に無脈動の上昇特性が容易に得られる
からであり、カフ圧を直線上昇させる利点は後述
する説明により明らかとなろう。更にまた、好ま
しくは液化ガスボンベを用いることにより小型軽
量で気化容量の極めて大きい圧力源９を得ること
ができ、この場合、直径30mm、長さ120mmのCO₂
液化ボンベを用いると、100回程度の連続使用が
可能で、ボンベは被験者の腰部等に負担にならな
いように設置可能である。

コロトコフ音検出部５はマイク２で検出した微
弱音信号を前置増幅するアンプ１６と、該アンプ
１６の出力信号から各所定周波数成分を抽出して
振幅を比較することによりコロトコフ音に相当す
る信号を分離し、これをパルス成形してＫ音信号
ｋ（以下、Ｋ音ともいう）を出力するＫ音フイル
タ１７と、圧力センサ１４の出力信号に含まれる
血管の脈圧振動の振幅信号成分を分離し、これを
パルス成形して脈同期信号ｍを出力する脈フイル
タ１８から成つている。脈同期信号ｍはカフ１に
加えた圧力を徐々に少させる降にカフにより圧迫
された血管の伸縮運動を捕えたものであり、一般
にこの信号はＫ音より早く発現しかつ遅く消滅す
ることが知られている。よつてこの振幅信号成分
を脈フイルタ１８で抽出し、Ｋ音検出のためのゲ
ート信号として使用することにより雑音の中から
微弱なＫ音を正確に検出している。

CPU６は本実施例の処理プログラムを内蔵し
たROMと、該プログラムを実行するマイクロプ
ロセツサと、データ処理に必要なRAMと、処理
データ入出力のためのPIOと、給排弁１１〜１３
を駆動するドライバ回路等を含み、該CPU６の
ブロツク中には前記処理プログラムの実行により
実現される各種の機能がブロツク化してされてい
る。これらの機能ブロツクについて簡単に説明す
ると、１９はCPU６の主制御を掌る制御手段、
２０はＡ／Ｄ変換器１５出力のカフ圧検出信号ｐ
を適時読取ると共に、カフ内に所定の加圧、減圧
状態に得べく結排弁１１〜１３を制御する圧力制
御手段、２１は脈同期信号ｍ内で発現し消滅する
Ｋ音信号を調べ、被験者の最高血圧と最低血圧を
判定する血圧判定手段である。

第２図〜第５図は本実施例装置の動作原理に係
り、第２図は血圧測定の典型的な一工程を示す図
である。図において、給気弁１１が開くとカフ圧
はａ点よりｂ点に向け迅速かつ無脈動に上昇を始
める。CPU６はこの区間にＫ音をモニタし、最
初のＫ音Pk₁が現れた時点のカフ圧をもつて被験
者の予測最低血圧PREDIAとする。カフ圧が上
昇するにつれほぼ一定の周期でＫ音Pk₂，Pk₃…
が検出される。CPU６はこの周期を基に次にＫ
音が現れるべき最大限の時間間隔ｔを求め、その
間隔内にＫ音があればこれを確認する。やがてカ
フ圧が被験者の最高血圧を越えるとＫ音は消滅す
るが、CPU６は最後のＫ音Pknが現われた時点
のカフ圧をもつて被験者の予測最高血圧
PRESYSとし、同時に所定時間ｔを持つてもＫ
音が発生しないことにより結気弁１１を閉じる。
この時点のカフ圧は、続く最高血圧の迅速な測定
を可能にする最適加圧点ｂ（PRESYS＋α）であ
る。本実施例では圧力源９に液化ガスボンベを使
用しているのでカフ圧の上昇に脈動成分を一切含
まない。故にこの区間はマイクに雑音が混入する
心配もなく微弱なＫ音の検出が正確に行なえる。
そこでカフ圧上昇中にＫ音の発現と消滅をモニタ
し、これを基に被験者の最高血圧と最低血圧の目
安を与え、以下に述べるカフ減圧中の本計測工程
を極めて効率良いものとしている。

次に定排弁１２が開くとカフ圧はｂ点よりｃ点
に向け一定速度（２〜３mmHg／sec）で減少す
る。この区間にCPU６は前よりも厳密な方法で
Ｋ音の発現、消滅をモニタする。即ち、脈同期信
号ｍとの論理積的処理により真のＫ音信号を雑音
から分離し、こうして最初のＫ音k₁が現れた時点
のカフ圧をもつて被験者の最高血圧SYSとする。
但しCPU６はこのことの確認のため最低３拍分
のＫ音検出をもつて最高血圧を判定している。

最高血圧を判定すると急排弁１３を開き、カフ
圧はｃ点から急排目標値ｄ点（予測最低血圧
PREDIA＋β）に向けて急減する。実際上この
区間のＫ音検出は不必要だからである。同時に
CPU６はカフ圧検出信号ｐをモニタし、カフ圧
がｄ点に達すると急排弁１３を閉じる。

これによりカフ圧の減少は再び定排弁１２によ
るものとなり前記同様の方法で厳密なＫ音検出が
可能になる。この区間にCPU６は少なくとも１
個のＫ音を検出すれば急排目標値ｄ点の圧力が最
低血圧を上まわつていたことを確認できる。やが
てカフ圧が被験者の最低血圧よりも下がるとＫ音
も消滅するが、CPU６はこのことの確認ため最
低２拍分の脈同期信号ｍ内にＫ音がないことをも
つてＫ音消滅を確認し、最後のＫ音kmが現われ
た時点のカフ圧をもつて被験者の最低血圧DIAと
判定している。最低血圧を判定すると直ちに急排
弁１３を開き、カフ圧はｅ点からｆ点に向けて急
減し、一工程を終了する。

以上述べた本実施例の一工程を従来のＫ音発現
から消滅までを連続的にモニタする工程（第２図
中に一点鎖点で示す）と比較されたい。従来は、
一般に行われているように150〜200mmHgの範囲
内で一律に定められるｇ点まで加圧して後定排に
入るものであつた。これに対して本実施例は被験
者の最高血圧SYSより僅かに高いｂ点を自動検
出し、定排に入るための最適加圧点の自動決定を
行つている。これにより最高血圧の計測が直ちに
行える利点がある。また従来は加圧後のｇ点から
ｉ点に向けての定排中にＫ音の連続的な計測を行
つていた。これに対して本実施例は定排中に最高
血圧を判定したｃ点に至ると、直ちに急排して計
測の中抜きをし、更にｄ点からｅ点の定排中に最
低血圧を判定すると、もはや測定の一工程は終了
する。

今、仮に加圧点が共にｂ点である場合を想定し
て本実施例による計測工程と従来方法による計測
工程との一計測当りの時間差Δtを考える。この
場合の従来の計測工程は同図中２点鎖線で示され
ている。ここでカフ圧の定排速度を共に
PexmmHg／secとすると、被験者の最高血圧
SYS及び最低血圧DIAには相違がないから、両
工程の一計測当りの時間差Δtは Δt＝（SYS−DIA）／Pex −（TK₂＋β／Pex）で表わされ、本実施例が極めて短時間の計測を行
つていることが解る。

第３図ａ及びｂは本実施例の最適加圧点ｂが決
定される詳細を示す図である。同図ａにおいて、
カフ圧が上昇する際に最初のＫ音Pk₁が検出され
るとその時点のカフ圧をもつて被験者の予測最低
血圧PREDIAとすることは前に述べた。更に二
つ目のＫ音Pk₂が検出されるとこの時点からＫ音
発生周期の上限ｔが予測可能になる。即ち、
CPU６は最初の周期t₁を基に遅くとも次のＫ音
Pk₃がｔ＝（１±γ）t₁以内に発生することを予測
できる。このγは心拍ゆらぎを多数被験者のデー
タを抽出・比較することで決定される臨床学的な
経験則で決定される数値で、該実施例において
は、例えばγ＝0.1〜0.5の固定値が選択されてい
るが、tnのスケールに応じた段階分けした値で良
く、この場合はテーブルに±０〜±0.5の値がγ
として用意される。長年の経験により被験者のＫ
音発生周期が例え短時間に大きく変動したとして
も、上記γが適正値であればこれをカバーでき
る。そして現実にＫ音PK₃が発生したときは新た
な周期t₂を基に遅くとも次のＫ音Pk₄がｔ＝（１±
γ）t₂以内に発生することを予測できる。勿論、
この場合にt₁とt₂との平均をとつてＫ音Pk₄発生
の予測に用いてもよい。こうしてPk₃，Pk₄と続
き、次の時間ｔ＝（１±γ）t₃以内にＫ音が発生
しないときは直ちに給気弁１１を閉じ、この時点
のカフ圧をもつて最適加圧点ｂとする。Ｋ音Pk₄
に対応するカフ圧PRESYSが被験者の最高血圧
SYSと予測されるからでる。

同図ｂはカフ加圧中にＫ音１個しか検出されな
かつた状態を示している。この場合は最初のＫ音
Pk₁の検出をもつてその時点のカフ圧を被験者の
予測最低血圧PREDIAとはしない。最低血圧付
近のＫ音は相対的に微弱なためＫ音が検出されず
に失われたと考えられるからである。またこの場
合はPREDIAが決定されないので最高血圧判定
後の急排目標値を求める圧力差を所定値（例えば
40mmHg）としている。脈圧振幅は平均40mmHg程
度あることが長年の臨床により確認されているか
らである。更にまたこの場合は前述した時間ｔな
るものが求められないので現実の周期t₁の代りに
所定値（例えば1.6sec）をもつて最適加圧点ｂの
決定をしている。所定値1.6secの値は脈拍が
38beat／minの場合の最大周期を想定したもので
ある。

更にＫ音が１個も検出されなかつたときの安全
策は同図ａ及びｂに示す如くb′点の所定カフ圧
Pa（例えば150〜200mmHg）をもつて上昇限度と
することである。CPU６は適時カフ圧検出信号
ｐを読取ることでこの制御を容易に行なえる。

第４図は被験者の血圧測定が１回の試行で正常
に行なわれた場合を示すタイミングチヤートであ
る。同図に示すところの大部分は既に第２図の説
明において述べた。ここでは脈同期信号ｍとＫ音
信号ｋとの関係について述べる。脈同期信号ｍは
前述した如くカフにより圧迫された血管の伸縮運
動を捕えたものであり、一般にこの信号はＫ音よ
り早く発現しかつ遅く消滅することが知られてい
るから、本実施例ではカフ定排中の脈同期信号ｍ
内で発生したＫ音のみを真のＫ音信号と判定し、
Ｋ音に混入する雑音除去の目的で使用している。
尚、本実施例では採用していないがこの方法をカ
フ加圧時のＫ音検出に用いてもよい。

第５図は被験者の血圧測定が１回の自動再試行
により行なわれた場合を示すタイミングチヤート
である。図において、カフ加圧から定排に移り、
最高血圧SYSを決定するｃ点までの工程を第２
図に示したものと同様である。第５図は予測最低
血圧PREDIAが実際の最低血圧DIAよりもかな
り低かつたためｃ点から急排目標値d′点（例えば
PREDIA−10mmHg）まで急排したときは既にカ
フ圧が最低血圧DIAを下まわつてしまつている場
合を示している。急排目標値の設定に用いる定数
β（実施例では10mmHgを選択）は、例えば
PREDIAからDIAまでの測定時間内にある血圧
変動幅（DIAの標準偏差SD）を基準にした場合
に、2SDをカバーする場合は６mmHgを、3SDを
カバーする場合は10mmHgを選択することになる。
さて、第５図の場合CPU６はd′点からe′点までの
定排区間に脈同期信号ｍを２拍分計数するがＫ音
は検出されない。そこでこの時点（e′点）のカフ
圧に約２mmHgの加圧を行ないd″点までカフ圧を
上昇させる。このときのカフ圧は経験的にほぼ
PREDIA＋20mmHgの値になることが図示されて
いる。従つてこの様な再試行を３回行えば結果と
してカフはPREDIA＋40mmHgのところまで加圧
されることになり最低血圧DIAを十分にカバーで
きる。脈圧振幅が平均40mmHg程度あることは前
にも述べた。次にd″点までカフ圧が上昇すると再
び定排に移る。図中この圧力は最低血圧DIAをカ
バーしているから脈同期信号ｍ内にＫ音がいくつ
か検出される。やがてカフ圧が被験者の最低血圧
DIAよりも下がるとＫ音も消滅するが、CPU６
はこのことの確認ため最低２拍分の脈同期信号ｍ
内にＫ音がないことをもつてＫ音消滅を確認し、
最後のＫ音kmが現われた時点のカフ圧をもつて
被験者の最低血圧DIAと判定している。最低血圧
は決定すると直ちに急排弁１３を開き、カフ圧は
ｅ点からｆ点に向けて急減し、一工程を終了す
る。

第６図〜第９図は上述した動作原理に従つて制
御を実行する本実施例装置のプログラム制御手順
に係り、第６図は血圧測定一工程の制御手順を示
すフローチヤートである。ステツプS1では給気
弁１１を開き、ステツプS100では最適加圧制御
処理を実行する。最適加圧制御処理の詳細は後述
するが、カフの最適加圧点ｂを決定する処理であ
る。該処理から戻ると、ステツプS2では給気弁
１１を閉じ、ステツプS3では定排弁１２を開く。
該加圧後の定排中にステツプS200では最高血圧
判定処理を行ない、ステツプS4では最高血圧を
表示する。最高血圧が判定されると直ちにステツ
プS5で急排弁１３を開き、カフ圧を急減させる。
ステツプS6では前記最適加圧制御処理において
予測最低血圧PREDIAが決定されたか否かを判
別する。該判別がYESならステツプS7でカフ圧
が急排目標値（PREDIA＋10mmHg）まで下るの
を待つ。また該判別がNOのときはステツプS8に
進み代りの急排目標値（急排開始圧−40mmHg）
まで減圧されるのを待つ。目標値に達すると、ス
テツプS9では急排弁１３を閉じ、そのままの状
態で定排に移ることができる。勿論、前述した急
排中に定排弁１２を閉じておく制御でもよい。ス
テツプS10ではリトライカウンタRCを０に初期
化する。リトライカウンタRCは最低血圧測定の
試行が１回でうまくいかない場合の再試行回数を
計数するカウンタである。該急排後の定排中に、
ステツプS300では最低血圧判定処理を実行する。
該処理から戻る条件は２拍分の脈同期信号ｍ内に
Ｋ音が検出されなかつた場合である。ステツプ
S11ではＫ音カウンタKCの値を調べ、KCが０で
ないときは１以上のＫ音検出があつたことを示
し、フローはステツプS12に進み最低血圧を表示
して一工程を終了する。しかしステツプS11の判
別でKCが０ときは再試行が必要であり、フロー
はステツプS13に進んでリトライを３回行つたか
否かを調べる。３回行つていればステツプS20に
進みエラー処理となる。しかし３回行つていなけ
ればステツプS14に進みリトライカウンタRCの
内容に＋１する。ステツプS15，S16では定排弁
１２を閉じ、給気弁１１を開く。ステツプS17で
はカフ圧が加圧開始圧＋20mmHgになるのを待つ。
ステツプS18，S19では給気弁１１を閉じ、定排
弁１２を開き、更にステツプS300に戻つて最低
血圧判定処理を実行する。

第７図は最適加圧制御処理手順を示すフローチ
ヤートである。ステツプS101では一連の初期化
処理を行なう。即ち、Ｋ音カウンタKCは０に、
圧力レジスタPRはカフ加圧の上限値Paに、タイ
マレジスタTRは定数1.6secに、Ｋ音検出フラグ
KFは０に初期化される。Ｋ音検出フラグKFはＫ
音信号ｋの立上で論理１になり、CPU６がこれ
をセンスするとリセツトされるフラグである。ス
テツプS102ではカフ圧検出信号ｐが加圧リミツ
トPR（この場合は上限値Pa）に達したか否かを
判別する。達していなければステツプS103でタ
イマｔがタイムアウトしたか否かを判別する。タ
イマは先行するＫ音から所定時間内に次のＫ音が
あるか否かを検出するためのものであり、最初は
付勢されない。よつてフローはステツプS104に
進みｋ音カウンタKCを調べる。一つ目のＫ音
Pk₁がみつかるまではKCは０である。フローは
ステツプS107に飛び、Ｋ音検出フラグKFを調べ
る。KFが１でなければステツプS102に戻り、最
初のＫ音発生まで上述のループを繰り返す。ステ
ツプS107の判別でＫ音がみつかると、ステツプ
S108に進みそのときのカフ圧検出信号ｐの値を
予測血圧メモリ（PREメモリ）に格納しておく。
後に予測最低血圧PREDIAとして使用するから
である。ステツプS109では＋１する。ステツプ
S110ではKCが２以上は否かを判別する。KCが
２より小さいときは次のＫ音が発生する周期の上
限ｔを計算できないのでステツプS112に進みタ
イマを付勢する。

再びステツプS102では加圧リミツトは否かを
調べ、満足しなければステツプS103でタイムア
ウトは否かを調べる。この時点ではTRに定数
1.6secが入つており、それまでに次のＫ音がない
ときはタイムアウトと判断され、処理を抜け、カ
フ加圧中にＫ音が一つしか検出されなかつた場合
の最適加圧点ｂを決定する。またタイムアウト前
であればフローはステツプS104に進みKCを調べ
る。Ｋ音が一つ以上発生していれば常にステツプ
S105に進み、雑音からＫ音を分離する処理が行
われる。即ち、ステツプS105ではタイマが
300mS以上は否かを判別し、先行するｋ音から
300mS以内（心拍数200beat／min以上に相当す
る）には次のＫ音が発生しない経験則を利用して
それ以前のＫ音信号を無視する。ステツプS106
ではタイマｔが1.6secを越えているか否かを調
べ、先行するＫ音から1.6secを越えるところ（心
拍数38beat／min以下に相当する）には次のＫ音
が発生しない経験則を利用してそれ以後のＫ音信
号を無視する。よつてステツプSS105，S106を共
に満足する範囲内でのみＫ音が調べられ、ステツ
プS107でＫ音が検出されるとステツプS108でそ
の時点のカフ圧ｐをメモリに格納し、ステツプ
S109でKCを＋１し、ステツプS110でKCを調べ
る。KCが２以上になると、次にＫ音が発生すべ
き周期の上限を計算できることになる。フローは
ステツプS111に進み、時間レジスタTRに（１±
γ）ｔをセツトする。これまでTRは定数1.6sec
を含んでいたが、次の時点からは直前の周期ｔに
（１±γ）倍した値が使用され、被験者の状態に
即した更に迅速かつ正確な本測定のための最適加
圧制御が行われる。ステツプS112では再びタイ
マがスタートされ、ステツプS102に戻る。やが
てＫ音が消滅するとステツプS103でタイムアウ
トが検出され、処理を抜け、カフ加圧中にＫ音が
二つ以上検出された場合の最適加圧点ｂを決定す
る。

第８図は最高血圧判定処理手順に示すフローチ
ヤートである。ステツプS201では一連の初期化
処理を行なう。即ち、脈カウンタMCは０に、Ｋ
音カウンタは０に、圧力レジスタPRは減圧の下
限値Pbに、脈検出フラグMFは０に、Ｋ音検出フ
ラグは０に初期化される。下限値Pbは、例えば
それ以下では最高血圧の存在し得ないような値で
ある。脈検出フラグMFは脈同期信号ｍの立上り
を検出したときに論理１となり、CPU６がこれ
をセンスするとリセツトされるフラグである。ス
テツプ202でカフ圧が減圧リミツトを越えたとき
はステツプ214に進みエラー処理する。しかしこ
のような状態は実際上ほとんど起こらない。ステ
ツプS203では脈カウンタMCを調べる。ステツプ
S204〜S206の処理は対象が脈同期信号ｍである
以外は第７図のステツプS104〜S106で述べたも
のと同様である。ステツプS206では脈検出フラ
グMFを調べ、最初のMFがみつかるまでは以上
のループを繰り返す。最初のMFがみつかると、
ステツプS207でＫ音フラグKFを調べる。KFが
検出されればステツプS208でその時点のカフ圧
ｐをメモリに格納し、ステツプS209でKCを＋１
する。またＫ音が検出されない間はステツプ
S210に進み、生の脈同期信号ｍのレベルを調べ
る。該信号レベルが論理１である間はＫ音検出を
繰り返す。脈同期信号ｍ内のＫ音のみを検出する
ことにより雑音を除去するためである。やがて脈
同期信号ｍのレベルが論理０になるとステツプ
S211に進み、MCに＋１する。ステツプS212では
KCを調べ、KC＝３なら最高血圧SISを決定し、
処理を抜ける。またKCが３より小さいときはス
テツプS213でタイマを付勢し、ステツプS202に
戻る。以後の処理は第７図で述べたものと同様で
あるので説明を省略する。

第９図は最低血圧判定処理手順を示すフローチ
ヤートである。ステツプS301では一連の初期化
処理を行なう。圧力レジスタPRは更に低い減圧
の下限値Pcに初期化される。他は第８図のステ
ツプS201と同様である。更にステツプS302〜ス
テツプS307までの処理は、第８図のステツプ
S202〜ステツプS207までの処理と同様であり、
説明は省略する。

さて、ステツプS307でＫ音フラグKFを検出す
ると、ステツプS308でその時点のカフ圧ｐをメ
モリに格納し、ステツプS309でKCを＋１し、ス
テツプS310でMCをリセツトする。最低血圧は、
少なくとも１のKFが検出された後に、連続して
２拍分のMFのみが検出されることをもつて判定
しているから、KF検出後はMCをリセツトして
いる。また、ステツプS307でＫ音が検出されな
いのにステツプS311で脈同期信号ｍのレベル論
理０を検出すると、フローはステツプS312に進
みMCを＋１する。このルートを通つたときは脈
同期信号ｍ中にＫ音が発生しない状態を示してい
る。ステツプS313ではMCが２か否かを調べる。
MCが２であれば処理を抜ける。またMCが２よ
り小さいときはステツプS314でタイマを付勢し、
ステツプS302に戻る。以後の処理は第７図又は
第８図において述べたものと同様である。

尚、本願装置全体は小型・軽量であり、前述し
た如く、ボンベを被験者が腰部等に携行すること
によつて寝たきりの被験者以外でも、通常生活に
支障のないように被験者が装置全体を携行可能で
ある。従つて、例えば丸一日のデータを30分おき
に計測することが、被験者が所定の場所に赴くこ
となしに可能となる。この場合、前述したCPU
等に内蔵したタイマ手段が所定の時刻毎に計測開
始を制御することになる。この際、最初の計測時
刻が〇〇時〇〇分といつた区切の悪い時間である
場合には、以後のデータ収集時刻を区切の良い〇
〇時、又は〇〇時30分とするようにすることもあ
る。何となれば、こうすることによつて、被験者
の計測に対する受入体制も整い易く、多数被験者
のデータ比較も同一時間軸で行なえて、変動パタ
ーン、再現性の検討も容易となる。

［発明の効果］以上述べた如く本発明によれば、カフの加圧を
停止する加圧停止時期は、被験者の脈動の周期か
らリアルタイムで、しかも自動的に決定されるの
で、カフの加圧を被験者の最高血圧測定に必要な
最小限の圧力で自動停止させることができ、該加
圧後は定排時には最高血圧点付近の数心拍が直ち
に現われ、効率良い短時間の血圧測定を可能にす
る。

また、カフの加圧を停止する加圧停止時期は、
被験者の脈動の周期からリアルタイムで、しかも
自動的に決定されるので、被験者毎に加圧停止時
期を設定する煩わしさはなく、また被験者によつ
て測定不能となるおそれもなく、すべての被験者
についての短時間の測定が可能となる。

また本発明によれば、加圧源にダイヤフラム式
ポンプやピストン式ポンプ等の脈動源、騒音源を
一切使用しないからカフ圧を無脈動（直線的）に
上昇させることができ、加圧時のコロトコフ音の
発現、消滅が正確に検出できる。しかも騒音発生
源がないので周囲の患者にストレスを与えること
もないし、夜間の連続測定をしても長期血圧モニ
タ患者が眠りからさめることもなく、睡眠中の血
圧動態を正確に捕えることができる。

また本発明によれば、加圧源に液化ガスボンベ
を使用するから装置が小型軽量化でき、しかも気
化容量が大きいから装置を携帯型とした場合でも
長時間の使用に耐える。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る一実施例の自動血圧計を
示すブロツク構成図、第２図は血圧測定の典型的
な一工程を示す図、第３図ａ及びｂは本実施例の
最適加圧点ｂが決定される詳細を示す図、第４図
は被験者の血圧測定が１回の試行で正常に行なわ
れた場合を示すタイミングチヤート、第５図は被
験者の血圧測定が１回の自動再試行により行なわ
れた場合を示すタイミングチヤート、第６図は血
圧測定一工程の制御手順を示すフローチヤート、
第７図は最適加圧制御処理手順を示すフローチヤ
ート、第８図は最高血圧判定処理手順を示すフロ
ーチヤート、第９図は最低血圧判定処理手順を示
すフローチヤートである。ここで、１…カフ、２…マイク、３…パイプ、
４…圧力制御部、５…コロトコフ音検出部、６…
セントラルプロセツシングユニツト（CPU）、７
…表示部、８…記録部である。

Claims

【特許請求の範囲】１カフ圧を上昇させる加圧手段と、コロトコフ
音を検出するＫ音検出手段と、前記加圧手段の付
勢中に前記Ｋ音検出手段から出力されたコロトコ
フ音信号からその周期時間を検出し、この検出し
た周期時間を基にして次のコロトコフ音信号検出
動作をコロトコフ音が検出されなくなるまで繰返
し、最後のコロトコフ音検出後、この最後のコロ
トコフ音信号が得られた周期時間の経過時をもつ
て最後のコロトコフ音に対応する血圧を予測最高
血圧と決定する予測最高血圧決定手段と、最後の
コロトコフ音が得られた周期時間経過時をもつて
前記加圧手段の付勢を停止する制御手段とを備
え、実測の最高血圧より僅か大な圧力を上限とし
て加圧することを特徴とするカフ最適加圧制御装
置。２前記制御手段は、先行するコロトコフ音信号
が一つである場合には、コロトコフ音信号検出
後、経験的に得られた所定時間を経過した時をも
つて前記加圧手段の付勢を停止することを特徴と
する特許請求の範囲第１項記載のカフ最適加圧制
御装置。３前記加圧手段は液化ガスボンベに封入された
液化ガスを圧力源とすることを特徴とする特許請
求の範囲第１項または第２項のいずれかに記載の
カフ最適加圧制御装置。