JPH0345647B2 - - Google Patents
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- Publication number
- JPH0345647B2 JPH0345647B2 JP60176965A JP17696585A JPH0345647B2 JP H0345647 B2 JPH0345647 B2 JP H0345647B2 JP 60176965 A JP60176965 A JP 60176965A JP 17696585 A JP17696585 A JP 17696585A JP H0345647 B2 JPH0345647 B2 JP H0345647B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pulse wave
- cuff
- blood pressure
- sensor
- diastolic blood
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
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Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、生体の一部に取付けられてその加圧
状態を変化させ得るカフと、カフ下の動脈拍動を
検出するセンサと、減圧過程でのその検出信号の
特定の変化に対応するカフ圧より最高及び最低血
圧を認識する手段と、認識値を表示する手段とを
備えることにより、最高及び最低血圧を自動的に
測定する非観血式の自動血圧測定装置に関するも
のである。
状態を変化させ得るカフと、カフ下の動脈拍動を
検出するセンサと、減圧過程でのその検出信号の
特定の変化に対応するカフ圧より最高及び最低血
圧を認識する手段と、認識値を表示する手段とを
備えることにより、最高及び最低血圧を自動的に
測定する非観血式の自動血圧測定装置に関するも
のである。
この種の自動血圧測定装置としては、先ず減圧
過程でマイクロホンによりコロトコフ音を検出
し、その音の出始め及び消滅時のカフ圧を測定す
るコロトコフ音認識法によるものがある。しかし
ながら、この方法では雑音の影響を受け易く、ま
た、コロトコフ音が抜けたり或いは最低血圧以下
になつても消えない場合もあり、測定精度上問題
がある。そこで、動脈の拍動に起因する脈波をカ
フ内圧の振動としてとらえ、この振動に基いて血
圧を測定する所謂オシロメトリツク法によるもの
が知られている。この方法によれば、前述のコロ
トコフ音発生の不安定に起因する問題は解決され
るが、脈波をカフ内の圧力変化として検出するた
めに、カフ幅方向で異る各点の脈波を加算的に検
出することになり、測定精度上依然問題がある。
過程でマイクロホンによりコロトコフ音を検出
し、その音の出始め及び消滅時のカフ圧を測定す
るコロトコフ音認識法によるものがある。しかし
ながら、この方法では雑音の影響を受け易く、ま
た、コロトコフ音が抜けたり或いは最低血圧以下
になつても消えない場合もあり、測定精度上問題
がある。そこで、動脈の拍動に起因する脈波をカ
フ内圧の振動としてとらえ、この振動に基いて血
圧を測定する所謂オシロメトリツク法によるもの
が知られている。この方法によれば、前述のコロ
トコフ音発生の不安定に起因する問題は解決され
るが、脈波をカフ内の圧力変化として検出するた
めに、カフ幅方向で異る各点の脈波を加算的に検
出することになり、測定精度上依然問題がある。
よつて、本発明は、より高精度の冒頭に述べた
類の自動血圧測定装置を提供することを目的とす
る。
類の自動血圧測定装置を提供することを目的とす
る。
血圧測定精度は、カフ内圧センサで各部の加算
的な脈波を検出するのでなく、最も大きく加圧さ
れている動脈位置の脈波を検出するのが最も高精
度になるはずである。したがつて、カフ下血管の
直上の体表面で検出される脈波は、その血管壁の
振動振幅と最とも相関するはずなので、力学的に
考えると脈波センサをカフ内側面の幅方向中央部
分に取付けると血圧測定精度は大幅に改善され
る。しかしながら、カフの巻き方或は体形等によ
り最適位置が中央部からずれている場合には、測
定精度に影響する問題が残されるが、常にカフ内
側面の最適位置に在ると精度は一層改善されるは
ずである。
的な脈波を検出するのでなく、最も大きく加圧さ
れている動脈位置の脈波を検出するのが最も高精
度になるはずである。したがつて、カフ下血管の
直上の体表面で検出される脈波は、その血管壁の
振動振幅と最とも相関するはずなので、力学的に
考えると脈波センサをカフ内側面の幅方向中央部
分に取付けると血圧測定精度は大幅に改善され
る。しかしながら、カフの巻き方或は体形等によ
り最適位置が中央部からずれている場合には、測
定精度に影響する問題が残されるが、常にカフ内
側面の最適位置に在ると精度は一層改善されるは
ずである。
そこで、本発明は、カフによる動脈外圧が最も
大きい位置の脈波センサが検出する最大脈波振幅
の発生時点は、他位置の脈波センサの最大振幅発
生時点に比べて最も遅くなる原理に着眼して、第
１図に示すように構成した。即ち、本発明による
自動血圧測定装置は、生体の一部に取付けられて
加圧された後測定のために減圧されるカフ１と、
このカフの空気層に対して内側面にカフ幅方向へ
配列されてカフ下動脈の拍動を検出する複数個の
脈波センサ３1〜３oと、減圧過程で各脈波センサ
が検出した最大脈波振幅のうちいずれが最も遅く
発生したかを判断することにより測定に用いる脈
波センサを特定する脈波センサ特定手段４と、特
定された脈波センサの減圧過程での時系列の脈波
振幅データを検索することにより脈波振幅の増大
開始時点及び減少開始時点をそれぞれ検出して、
これらの増大開始時点及び減少開始時点のカフ圧
をそれぞれ最高及び最低血圧値とする最高・最低
血圧認識手段５と、認識された最高及び最低血圧
値を表示する表示手段６とより構成した。
大きい位置の脈波センサが検出する最大脈波振幅
の発生時点は、他位置の脈波センサの最大振幅発
生時点に比べて最も遅くなる原理に着眼して、第
１図に示すように構成した。即ち、本発明による
自動血圧測定装置は、生体の一部に取付けられて
加圧された後測定のために減圧されるカフ１と、
このカフの空気層に対して内側面にカフ幅方向へ
配列されてカフ下動脈の拍動を検出する複数個の
脈波センサ３1〜３oと、減圧過程で各脈波センサ
が検出した最大脈波振幅のうちいずれが最も遅く
発生したかを判断することにより測定に用いる脈
波センサを特定する脈波センサ特定手段４と、特
定された脈波センサの減圧過程での時系列の脈波
振幅データを検索することにより脈波振幅の増大
開始時点及び減少開始時点をそれぞれ検出して、
これらの増大開始時点及び減少開始時点のカフ圧
をそれぞれ最高及び最低血圧値とする最高・最低
血圧認識手段５と、認識された最高及び最低血圧
値を表示する表示手段６とより構成した。
動脈血流を止めた後のカフ減圧過程で脈波セン
サ３1〜３oにより検出された直下動脈の脈波信号
は、増幅、ローパス等が行われ、最高・最低血圧
認識手段５及び脈波センサ特定手段４に供給され
る。脈波センサ特定手段４は、各センサの最大脈
波振幅の発生時点を検出してその発生時点が最後
の脈波センサを特定する。最高・最低血圧認識手
段５は、特定された脈波センサの減圧過程での時
系列の脈波振幅データを検索することにより脈波
振幅の増大開始時点を検出して、この時点のカフ
圧を最高血圧値として認識し、同様に検索により
脈波振幅の減少開始時点を検出して、この時点の
カフ圧を最低血圧値として認識する。認識された
最高及び最低血圧値は、表示手段６にそれぞれ表
示される。
サ３1〜３oにより検出された直下動脈の脈波信号
は、増幅、ローパス等が行われ、最高・最低血圧
認識手段５及び脈波センサ特定手段４に供給され
る。脈波センサ特定手段４は、各センサの最大脈
波振幅の発生時点を検出してその発生時点が最後
の脈波センサを特定する。最高・最低血圧認識手
段５は、特定された脈波センサの減圧過程での時
系列の脈波振幅データを検索することにより脈波
振幅の増大開始時点を検出して、この時点のカフ
圧を最高血圧値として認識し、同様に検索により
脈波振幅の減少開始時点を検出して、この時点の
カフ圧を最低血圧値として認識する。認識された
最高及び最低血圧値は、表示手段６にそれぞれ表
示される。
第２図において、１１は被測定者の上腕に取付
けられたカフであり、加圧制御部１２により周知
のように加減圧される。このカフの空気層の内外
両面のうち内側面の内壁には、カフ幅方向に５個
の脈波センサ１３1〜１３5が取付けられている。
尚、これらのセンサは、感度をより増すために体
表面に直接接触するように露出させることも考え
られる。１４は脈波センサ１３1〜１３5の検出信
号を増幅する多チヤネルの増幅器、１５はカツト
オフ周波数が10Hzの多チヤネルのローパスフイル
タ、１６はマルチプレクサ１６ａで選択した脈波
信号を順にデイジタル化するＡ／Ｄコンバータ、
１７は最高及び最低血圧の数値表示器である。表
示手段としてはこの数値表示器の代りに記録計を
用いることもできる。１８はカフの加圧値を被測
定者に応じて設定する加圧値設定スイツチ、１９
は始動スイツチである。
けられたカフであり、加圧制御部１２により周知
のように加減圧される。このカフの空気層の内外
両面のうち内側面の内壁には、カフ幅方向に５個
の脈波センサ１３1〜１３5が取付けられている。
尚、これらのセンサは、感度をより増すために体
表面に直接接触するように露出させることも考え
られる。１４は脈波センサ１３1〜１３5の検出信
号を増幅する多チヤネルの増幅器、１５はカツト
オフ周波数が10Hzの多チヤネルのローパスフイル
タ、１６はマルチプレクサ１６ａで選択した脈波
信号を順にデイジタル化するＡ／Ｄコンバータ、
１７は最高及び最低血圧の数値表示器である。表
示手段としてはこの数値表示器の代りに記録計を
用いることもできる。１８はカフの加圧値を被測
定者に応じて設定する加圧値設定スイツチ、１９
は始動スイツチである。
加圧制御部１２は、マイクロコンピユータ２０
の指令により動作を開始し、その加圧ポンプでマ
イクロコンピユータ２０に指令された圧力値まで
カフ１１を加圧した後、排気弁を制御して圧縮空
気を徐々に排気減圧し、同様にマイクロコンピユ
ータ２０から発せられる最低血圧検出時の指令に
より排気弁を全開する。その間内蔵の圧力センサ
で検出されたカフ圧データをマイクロコンピユー
タ２０に送出する。
の指令により動作を開始し、その加圧ポンプでマ
イクロコンピユータ２０に指令された圧力値まで
カフ１１を加圧した後、排気弁を制御して圧縮空
気を徐々に排気減圧し、同様にマイクロコンピユ
ータ２０から発せられる最低血圧検出時の指令に
より排気弁を全開する。その間内蔵の圧力センサ
で検出されたカフ圧データをマイクロコンピユー
タ２０に送出する。
マイクロコンピユータ２０において、CPU２
０ａはROM２０ｂに格納されたプログラムに従
い動作し、内蔵のＩ／Ｏポートを介して前述の各
部１２，１６ａ，１６〜１９と制御信号又はデー
タを授受すると共に、本発明による脈波センサ特
定手段４及び最高・最低血圧認識手段５として機
能する。つまり、RAM２０ｃは各脈波センサ１
３1〜１３5の脈波振幅及びカフ圧データを時系列
的に記憶する。CPU２０ａは、これらの記憶デ
ータを基にROM２０ｂに格納されたプログラム
に従い後述するように動作し、測定に用いる脈波
センサを特定してその脈波振幅の増大及び減少開
始点のカフ圧からそれぞれ最高及び最低血圧を認
識する。
０ａはROM２０ｂに格納されたプログラムに従
い動作し、内蔵のＩ／Ｏポートを介して前述の各
部１２，１６ａ，１６〜１９と制御信号又はデー
タを授受すると共に、本発明による脈波センサ特
定手段４及び最高・最低血圧認識手段５として機
能する。つまり、RAM２０ｃは各脈波センサ１
３1〜１３5の脈波振幅及びカフ圧データを時系列
的に記憶する。CPU２０ａは、これらの記憶デ
ータを基にROM２０ｂに格納されたプログラム
に従い後述するように動作し、測定に用いる脈波
センサを特定してその脈波振幅の増大及び減少開
始点のカフ圧からそれぞれ最高及び最低血圧を認
識する。
動作は次の通りである。
始動スイツチ１９をセツトすると、マイクロコ
ンピユータ２０は初期設定されると共に、加圧制
御部１２へ加圧値設定スイツチ１８で設定された
加圧値データ及び動作開始信号を送出して、カフ
１１を設定された加圧値まで加圧させる。次いで
減圧を開始し、脈波センサ１３1〜１３5の検出し
た脈波信号は増幅器１４で増幅され、フイルタ１
５においてコロトコフ音成分等の高域雑音を除去
される。第３図は、ローパスフイルタ１５を通過
した後のこれらの脈波センサの実験例による脈波
信号波形を示すもので、５個の脈波センサが幅12
cmのカフ１１においてカフ幅方向中心位置と、そ
の上流及び下流側に２個ずつ中心間隔25mmで配列
されている場合である。この場合中心位置から下
流側へ25mmずれた脈波センサ１３4の最大脈波振
幅が最も遅く現れている。これらの一連の脈波信
号は順にくり返しマルチプレクサ１６ａで選択さ
れ、Ａ／Ｄコンバータ１６でデイジタル化され
る。
ンピユータ２０は初期設定されると共に、加圧制
御部１２へ加圧値設定スイツチ１８で設定された
加圧値データ及び動作開始信号を送出して、カフ
１１を設定された加圧値まで加圧させる。次いで
減圧を開始し、脈波センサ１３1〜１３5の検出し
た脈波信号は増幅器１４で増幅され、フイルタ１
５においてコロトコフ音成分等の高域雑音を除去
される。第３図は、ローパスフイルタ１５を通過
した後のこれらの脈波センサの実験例による脈波
信号波形を示すもので、５個の脈波センサが幅12
cmのカフ１１においてカフ幅方向中心位置と、そ
の上流及び下流側に２個ずつ中心間隔25mmで配列
されている場合である。この場合中心位置から下
流側へ25mmずれた脈波センサ１３4の最大脈波振
幅が最も遅く現れている。これらの一連の脈波信
号は順にくり返しマルチプレクサ１６ａで選択さ
れ、Ａ／Ｄコンバータ１６でデイジタル化され
る。
以下、CPU２０ａは第４図に示すフローチヤ
ートに従い血圧測定を行なう。即ち、デイジタル
化された各脈波センサ１３1〜１３5の脈波振幅デ
ータ及びカフ圧データを逐次時系列でRAM２０
ｃにストアし、この間CPU２０ａは各センサの
最大脈波振幅の発生時点を検索し、その発生順に
センサNOを登録する。最後の、即ち５番目のセ
ンサNO（脈波センサ１３4）が登録されると、そ
の脈波センサの減圧開始時からの脈波振幅データ
をRAM２２ｃから読出して振幅増大開始時点
（第３図ｄのＰ）を検索する。そしてその時点の
カフ圧データを読出して最高血圧として認識す
る。次いで、最大振幅時点（P1）後の急激に振
幅が小さくなる時点(B)を検索して、対応するカフ
圧を最低血圧として認識する。
ートに従い血圧測定を行なう。即ち、デイジタル
化された各脈波センサ１３1〜１３5の脈波振幅デ
ータ及びカフ圧データを逐次時系列でRAM２０
ｃにストアし、この間CPU２０ａは各センサの
最大脈波振幅の発生時点を検索し、その発生順に
センサNOを登録する。最後の、即ち５番目のセ
ンサNO（脈波センサ１３4）が登録されると、そ
の脈波センサの減圧開始時からの脈波振幅データ
をRAM２２ｃから読出して振幅増大開始時点
（第３図ｄのＰ）を検索する。そしてその時点の
カフ圧データを読出して最高血圧として認識す
る。次いで、最大振幅時点（P1）後の急激に振
幅が小さくなる時点(B)を検索して、対応するカフ
圧を最低血圧として認識する。
これらの最高及び最低血圧データは、表示器１
７に送出して保持させ、数値表示させる。また血
圧データの送出時に血圧制御部１２へ排気弁制御
信号を送出して弁を全開させ、測定過程を完了さ
せる。
７に送出して保持させ、数値表示させる。また血
圧データの送出時に血圧制御部１２へ排気弁制御
信号を送出して弁を全開させ、測定過程を完了さ
せる。
以上、本発明によれば、カフ圧が最適に印加さ
れている動脈拍動を基に血圧測定が行なわれるた
めに、従来のコロトコフ音認識法に比べて雑音の
影響が抑制されるだけでなく、オシロメトリツク
法に比べても原理的に測定精度が大巾に改善され
る。
れている動脈拍動を基に血圧測定が行なわれるた
めに、従来のコロトコフ音認識法に比べて雑音の
影響が抑制されるだけでなく、オシロメトリツク
法に比べても原理的に測定精度が大巾に改善され
る。
第１図は本発明の自動血圧測定装置の構成を示
す図、第２図は本発明の実施例による自動血圧測
定装置の構成を示す図、第３図は第２図による装
置の各脈波センサの検出信号を示す図、第４図は
そのマイクロコンピユータのセンサ特定動作及び
最高・最低血圧認識動作を説明するフローチヤー
トである。 １，１１……カフ、３，１３……脈波センサ。
す図、第２図は本発明の実施例による自動血圧測
定装置の構成を示す図、第３図は第２図による装
置の各脈波センサの検出信号を示す図、第４図は
そのマイクロコンピユータのセンサ特定動作及び
最高・最低血圧認識動作を説明するフローチヤー
トである。 １，１１……カフ、３，１３……脈波センサ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 生体の一部に取付けられて加圧された後測定
のために減圧されるカフと、 このカフの空気層に対して内側面にカフ幅方向
へ配列されてカフ下動脈の拍動を検出する複数個
の脈波センサと、 前記減圧過程で前記各脈波センサが検出した最
大脈波振幅のうちいずれが最も遅く発生したかを
判断することにより測定に用いる脈波センサを特
定する脈波センサ特定手段と、 この脈波センサ特定手段により特定された脈波
センサの減圧過程での時系列の脈波振幅データを
検索することにより脈波振幅の増大開始時点及び
減少開始時点をそれぞれ検出して、これらの増大
開始時点及び減少開始時点のカフ圧をそれぞれ最
高及び最低血圧値とする最高・最低血圧認識手段
と、 この最高・最低血圧認識手段により認識された
最高及び最低血圧値を表示する表示手段とを備え
て成る自動血圧測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60176965A JPS6238137A (ja) | 1985-08-13 | 1985-08-13 | 自動血圧測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60176965A JPS6238137A (ja) | 1985-08-13 | 1985-08-13 | 自動血圧測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6238137A JPS6238137A (ja) | 1987-02-19 |
| JPH0345647B2 true JPH0345647B2 (ja) | 1991-07-11 |
Family
ID=16022804
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60176965A Granted JPS6238137A (ja) | 1985-08-13 | 1985-08-13 | 自動血圧測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6238137A (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6613555B2 (ja) | 2014-02-13 | 2019-12-04 | 日本電気株式会社 | 血圧推定装置、血圧推定方法、血圧推定プログラム、及び、血圧測定装置 |
| WO2015122191A1 (ja) | 2014-02-13 | 2015-08-20 | 日本電気株式会社 | 血圧推定装置、血圧推定方法、血圧測定装置、及び、記録媒体 |
| JP7542248B2 (ja) * | 2020-04-21 | 2024-08-30 | 学校法人立命館 | データ送信システム、データ受信システム、データ送信方法、データ送信システムの作動方法、及び、データ受信方法 |
-
1985
- 1985-08-13 JP JP60176965A patent/JPS6238137A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6238137A (ja) | 1987-02-19 |
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