JPH0368689B2 - - Google Patents
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- JPH0368689B2 JPH0368689B2 JP59242498A JP24249884A JPH0368689B2 JP H0368689 B2 JPH0368689 B2 JP H0368689B2 JP 59242498 A JP59242498 A JP 59242498A JP 24249884 A JP24249884 A JP 24249884A JP H0368689 B2 JPH0368689 B2 JP H0368689B2
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- pressure
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の技術分野］
本発明はカフ圧力制御装置に関し、特に加圧後
のカフ緩排時の圧力勾配を一定に維持すること
で、精密血圧測定を可能にするカフ圧力制御装置
に関するものである。
のカフ緩排時の圧力勾配を一定に維持すること
で、精密血圧測定を可能にするカフ圧力制御装置
に関するものである。
［従来技術及びその問題点］
カフによる血圧測定は加圧後の緩排時にコロト
コフ音の発現、消滅を観測して行うのが一般的で
ある。この場合、コロトコフ音が発現し又は消滅
した時点のカフ圧力読取をもつて最高、最低血圧
を判定する関係上、緩排時の圧力勾配は一定（−
２〜−３mmHg／sec）であることが望ましい。勾
配があまり小さいと被験者に負担であり、また大
きいと測定誤差が増すからである。
コフ音の発現、消滅を観測して行うのが一般的で
ある。この場合、コロトコフ音が発現し又は消滅
した時点のカフ圧力読取をもつて最高、最低血圧
を判定する関係上、緩排時の圧力勾配は一定（−
２〜−３mmHg／sec）であることが望ましい。勾
配があまり小さいと被験者に負担であり、また大
きいと測定誤差が増すからである。
従来のカフ緩排気弁は構造の簡単のため単に小
径穴を有するだけのものであつた。従つて緩排時
の圧力勾配は初期加圧の高低、緩排気圧力の経時
変化等に依存し、且つカフの実質的容量に依存し
ていた。ところで、初期加圧点は少なくとも被験
者の最高血圧をカバーしなくてはならないから、
その高低は被験者によつて異る。この点を、例え
ば150〜200mmHg内のある値を加圧の一定値と固
定することにより解決したとしても、カフの実質
的容量はカフを巻く被験者の腕周長により異るか
ら、従来の緩排気弁では個人差にもかかわらず圧
力勾配を一定にすることはできなかつた。この点
は弁の穴径を調整できるものでも同じである。
径穴を有するだけのものであつた。従つて緩排時
の圧力勾配は初期加圧の高低、緩排気圧力の経時
変化等に依存し、且つカフの実質的容量に依存し
ていた。ところで、初期加圧点は少なくとも被験
者の最高血圧をカバーしなくてはならないから、
その高低は被験者によつて異る。この点を、例え
ば150〜200mmHg内のある値を加圧の一定値と固
定することにより解決したとしても、カフの実質
的容量はカフを巻く被験者の腕周長により異るか
ら、従来の緩排気弁では個人差にもかかわらず圧
力勾配を一定にすることはできなかつた。この点
は弁の穴径を調整できるものでも同じである。
また従来のカフ緩排気弁は加圧時にも緩排気し
ていた。よつて手動加圧によるときはその分人手
をわずらわし、また自動加圧装置によるときは、
仮に加圧速度が10mmHg／secで緩排気速度が−４
mmHg／secとすると実質加圧速度は６mmHg／sec
となり、加圧速度及び加圧効率を著しく下げる原
因となつていた。
ていた。よつて手動加圧によるときはその分人手
をわずらわし、また自動加圧装置によるときは、
仮に加圧速度が10mmHg／secで緩排気速度が−４
mmHg／secとすると実質加圧速度は６mmHg／sec
となり、加圧速度及び加圧効率を著しく下げる原
因となつていた。
また更に従来のカフ緩排気弁は無制御形であつ
た。コロトコフ音認識による血圧測定は被験者の
動きによる雑音等（アーチフアクト）の影響を受
け易い関係上、種々の雑音対策が施されるところ
であるが、仮に測定中のアーチフアクトを識別で
きたとしてもそれが始るまで排気を止めておくこ
とができないから、血圧の誤測定若しくは測定不
成功の結果に終ることも少なくなかつた。
た。コロトコフ音認識による血圧測定は被験者の
動きによる雑音等（アーチフアクト）の影響を受
け易い関係上、種々の雑音対策が施されるところ
であるが、仮に測定中のアーチフアクトを識別で
きたとしてもそれが始るまで排気を止めておくこ
とができないから、血圧の誤測定若しくは測定不
成功の結果に終ることも少なくなかつた。
［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
れたものであり、その目的とする所は、初期加圧
の高低、緩排気圧力の経時変化、巻きカフ腕周長
の長短等にもかかわらず、常に一定の緩排気圧力
勾配を維持することで、精密血圧測定を可能にす
るカフ圧力制御装置を提供することにある。
れたものであり、その目的とする所は、初期加圧
の高低、緩排気圧力の経時変化、巻きカフ腕周長
の長短等にもかかわらず、常に一定の緩排気圧力
勾配を維持することで、精密血圧測定を可能にす
るカフ圧力制御装置を提供することにある。
本発明の他の目的はアーチフアクトによる血圧
誤測定等を防止できるカフ圧力制御装置を提供す
ることにある。
誤測定等を防止できるカフ圧力制御装置を提供す
ることにある。
本発明の他の目的は加圧時に排気ロスのないカ
フ圧力制御装置を提供することにある。
フ圧力制御装置を提供することにある。
［発明の概要］
本発明のカフ圧力制御装置は上記目的を達成す
るため、予測最高血圧以上にカフを加圧した後、
カフ圧を緩排することによりカフを減圧調整し
て、コロトコフ音の発現及び消滅をとらえて血圧
を測定するカフ圧力制御装置において、カフを給
気加圧する加圧手段と、前記カフを排気減圧する
減圧手段と、カフ圧を検出するカフ圧検出手段
と、時間計数をするタイマ手段と、前記カフを所
定時間だけ定気流制御する定気流制御手段と、前
記所定時間と前記所定時間内に生じた前記カフ内
の圧力差とから、カフ圧を緩排する減圧過程にお
けるカフ内に生じる減圧勾配（降圧速度）を予め
定めた一定値に保つべく、カフ減圧制御決定因子
である排気時間補正係数を決定する補正係数決定
手段と、前記カフ内に定勾配減圧特性が要求され
る区間である予測最低血圧及び予測最高血圧前後
領域において、所定信号に同期し、前記排気時間
補正係数により補正される時間だけ前記カフ圧を
排気制御する定勾配減圧制御手段を有することを
特徴とする。
るため、予測最高血圧以上にカフを加圧した後、
カフ圧を緩排することによりカフを減圧調整し
て、コロトコフ音の発現及び消滅をとらえて血圧
を測定するカフ圧力制御装置において、カフを給
気加圧する加圧手段と、前記カフを排気減圧する
減圧手段と、カフ圧を検出するカフ圧検出手段
と、時間計数をするタイマ手段と、前記カフを所
定時間だけ定気流制御する定気流制御手段と、前
記所定時間と前記所定時間内に生じた前記カフ内
の圧力差とから、カフ圧を緩排する減圧過程にお
けるカフ内に生じる減圧勾配（降圧速度）を予め
定めた一定値に保つべく、カフ減圧制御決定因子
である排気時間補正係数を決定する補正係数決定
手段と、前記カフ内に定勾配減圧特性が要求され
る区間である予測最低血圧及び予測最高血圧前後
領域において、所定信号に同期し、前記排気時間
補正係数により補正される時間だけ前記カフ圧を
排気制御する定勾配減圧制御手段を有することを
特徴とする。
また、好ましくは、前記定気流制御手段による
定気流制御はカフ加圧中に少なくとも１回カフを
所定時間だけ定給気制御することをその一態様と
する。
定気流制御はカフ加圧中に少なくとも１回カフを
所定時間だけ定給気制御することをその一態様と
する。
また、好ましくは、前記定気流制御手段による
定気流制御はカフ減圧中に少なくとも１回カフを
所定時間だけ定排気制御することをその一態様と
する。
定気流制御はカフ減圧中に少なくとも１回カフを
所定時間だけ定排気制御することをその一態様と
する。
また、好ましくは、前記所定信号は定間隔信号
であることをその一態様とし、定間隔信号として
は脈心拍信号又はコロトコフ音信号がある。
であることをその一態様とし、定間隔信号として
は脈心拍信号又はコロトコフ音信号がある。
また、好ましくは、前記減圧手段は電磁弁であ
ることをその一態様とする。
ることをその一態様とする。
また、本発明のカフ圧力制御装置は上記目的を
達成するため、予測最高血圧以上にカフを加圧し
た後、カフ圧を緩排することによりカフを減圧調
整して、コロトコフ音の発現及び消滅をとらえて
血圧を測定するカフ圧力制御装置において、カフ
を給気加圧する加圧手段と、前記カフを排気減圧
する減圧手段と、カフ圧を検出するカフ圧検出手
段と、時間計数をするタイマ手段と、前記カフを
制御時間だけ排気する排気制御手段と、前記制御
時間と前記制御時間内に生じたカフ内の圧力差と
から、前記カフ内に生じる減圧勾配（降圧速度）
を予め定めた一定値に保つべく、次に給気制御す
る制御時間を決定する制御時間決定手段と、前記
カフ内に定勾配減圧特性が要求される区間である
予測最低血圧及び予測最高血圧前後領域におい
て、所定信号に同期し、前記排気制御手段と前記
制御時間決定手段を実行させる同期制御手段を有
することを特徴とする。
達成するため、予測最高血圧以上にカフを加圧し
た後、カフ圧を緩排することによりカフを減圧調
整して、コロトコフ音の発現及び消滅をとらえて
血圧を測定するカフ圧力制御装置において、カフ
を給気加圧する加圧手段と、前記カフを排気減圧
する減圧手段と、カフ圧を検出するカフ圧検出手
段と、時間計数をするタイマ手段と、前記カフを
制御時間だけ排気する排気制御手段と、前記制御
時間と前記制御時間内に生じたカフ内の圧力差と
から、前記カフ内に生じる減圧勾配（降圧速度）
を予め定めた一定値に保つべく、次に給気制御す
る制御時間を決定する制御時間決定手段と、前記
カフ内に定勾配減圧特性が要求される区間である
予測最低血圧及び予測最高血圧前後領域におい
て、所定信号に同期し、前記排気制御手段と前記
制御時間決定手段を実行させる同期制御手段を有
することを特徴とする。
また、好ましくは、前記所定信号は定間隔信号
で、定間隔信号としては、脈心拍信号又はコロト
コフ音信号がある。
で、定間隔信号としては、脈心拍信号又はコロト
コフ音信号がある。
また、好ましくは、前記減圧手段は電磁弁であ
ることをその一態様とする。
ることをその一態様とする。
［発明の実施例］
以下、添付図面に従い本発明に好適なる実施例
を詳細に説明する。
を詳細に説明する。
第１図は実施例のカフ圧力制御装置を備える自
動血圧計の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はカフ圧の検出及び制御のためカフ
１と血圧計本体間を接続するパイプである。
動血圧計の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はカフ圧の検出及び制御のためカフ
１と血圧計本体間を接続するパイプである。
血圧計本体は大きく分けて５つの構成部より成
り、４はカフ圧を検出及び制御する圧力制御部、
５は脈圧振幅及びコロトコフ音を検出するコロト
コフ音検出部、６は血圧計の主制御を掌るセント
ラルプロセツシングユニツト（CPU）、７は各種
操作スイツチ２４及び最高・最低血圧を表示する
表示部２２等から成る操作部、８は前記各部に直
流パワーDCを供給するため、バツテリ１０又は
ACアダプタ（図示せず）を各単独で、若しくは
併有する電源部である。また、９は最高・最低血
圧等を記録するための記録部であり、長時間にわ
たる自動測定をする場合に接続される。
り、４はカフ圧を検出及び制御する圧力制御部、
５は脈圧振幅及びコロトコフ音を検出するコロト
コフ音検出部、６は血圧計の主制御を掌るセント
ラルプロセツシングユニツト（CPU）、７は各種
操作スイツチ２４及び最高・最低血圧を表示する
表示部２２等から成る操作部、８は前記各部に直
流パワーDCを供給するため、バツテリ１０又は
ACアダプタ（図示せず）を各単独で、若しくは
併有する電源部である。また、９は最高・最低血
圧等を記録するための記録部であり、長時間にわ
たる自動測定をする場合に接続される。
圧力制御部４は定電圧駆動源VRを備えるドラ
イバ１１と、カフを加圧するための加圧ポンプ１
２と、カフ圧を目標勾配（−２〜−３mmHg／
sec）で減圧するための電磁弁１３と、カフ圧を
検出して電気信号に変換する圧力ゼンサ１４と、
該センサ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。
イバ１１と、カフを加圧するための加圧ポンプ１
２と、カフ圧を目標勾配（−２〜−３mmHg／
sec）で減圧するための電磁弁１３と、カフ圧を
検出して電気信号に変換する圧力ゼンサ１４と、
該センサ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。
本実施例において、ドライバ１１の定電圧駆動
源VRはバツテリ電圧の経時降下に対処するため
設けられている。例えば加圧ポンプ１２の動力源
を直流モータとした場合、ポンプ給気流量はモー
タ回転数Ｎに比例し、該回転数Ｎはモータ駆動電
圧Ｖに比例するから、バツテリ電圧が降下した場
合はカフ１への所定給気流量を保証できなくな
る。そこで、後述する理由からカフ１への所定給
気流量が必要とされるときのみスイツチSWをS2
（VR）側に接続して、直接モータを定電圧駆動
することとした。かかる構成は電源にバツテリ１
０を用いた携帯用血圧計に適し、ACアダプタに
よる安定化電源とする場合には必要ない。また、
電磁弁１３には双方向（開閉）自己保持式の電磁
弁を用いた。これは励磁電力を節約してバツテリ
負担を軽減するためである。
源VRはバツテリ電圧の経時降下に対処するため
設けられている。例えば加圧ポンプ１２の動力源
を直流モータとした場合、ポンプ給気流量はモー
タ回転数Ｎに比例し、該回転数Ｎはモータ駆動電
圧Ｖに比例するから、バツテリ電圧が降下した場
合はカフ１への所定給気流量を保証できなくな
る。そこで、後述する理由からカフ１への所定給
気流量が必要とされるときのみスイツチSWをS2
（VR）側に接続して、直接モータを定電圧駆動
することとした。かかる構成は電源にバツテリ１
０を用いた携帯用血圧計に適し、ACアダプタに
よる安定化電源とする場合には必要ない。また、
電磁弁１３には双方向（開閉）自己保持式の電磁
弁を用いた。これは励磁電力を節約してバツテリ
負担を軽減するためである。
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出力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、単に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出力に含まれる血管の脈
圧振幅信号を分離し、該脈圧振幅信号に同期した
脈ゲート信号MGと脈ピーク検出信号MPを出力
する脈フイルタ１８から成つている。脈ゲート信
号MGはカフ１に加えた圧力を徐々に減少させる
際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、且つ遅く消滅することが知られている。本
実施例では脈ゲート信号MGを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、更に脈発生周期
等も考慮した上でアーチフアクト状態をＫ音から
分離識別している。
弱音信号を前置増幅するアンプ１６と、該アンプ
１６出力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、単に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出力に含まれる血管の脈
圧振幅信号を分離し、該脈圧振幅信号に同期した
脈ゲート信号MGと脈ピーク検出信号MPを出力
する脈フイルタ１８から成つている。脈ゲート信
号MGはカフ１に加えた圧力を徐々に減少させる
際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、且つ遅く消滅することが知られている。本
実施例では脈ゲート信号MGを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、更に脈発生周期
等も考慮した上でアーチフアクト状態をＫ音から
分離識別している。
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、電磁弁１３等を駆
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
される各種機能がブロツク化して示されている。
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、電磁弁１３等を駆
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
される各種機能がブロツク化して示されている。
これら機能ブロツクについて簡単に説明する
と、１９はタイマ機能を含み、時間経過と共に血
圧の測定シーケンスを進める制御手段、２０は
Ａ／Ｄ変換器１５出力のカフ圧検出信号Ｐを適時
読み取ると共に、カフ内に所定の加圧、減圧状態
を得るべくドライバ１１を介して加圧ポンプ１２
と、電磁弁１３を制御する圧力制御手段、２１は
脈ゲート信号MG内で発現し消滅するＫ音を調
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。
と、１９はタイマ機能を含み、時間経過と共に血
圧の測定シーケンスを進める制御手段、２０は
Ａ／Ｄ変換器１５出力のカフ圧検出信号Ｐを適時
読み取ると共に、カフ内に所定の加圧、減圧状態
を得るべくドライバ１１を介して加圧ポンプ１２
と、電磁弁１３を制御する圧力制御手段、２１は
脈ゲート信号MG内で発現し消滅するＫ音を調
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４図は本発明の３つの実施例の動作
原理に係り、第２図は緩排時圧力勾配を一定とす
るための補正パラメータを加圧工程で求める第１
実施例の動作原理を説明する図である。図におい
て、ドライバ１１のスイツチSWがS1側に接続さ
れると加圧ポンプ１２は最大速度で駆動され、カ
フ圧は被験者Ａの場合ａ点からｂ点に向けて上昇
する。初期段階ではカフに一定量の空気が溜るま
で圧力の上昇がにぶく、図のような特性になる。
ｂ点のカフ圧Psは急加圧の目標設定値（例えば
50mmHg又は80mmHg）であ。この値は被験者の最
低血圧DIAによつて異なり、測定前に操作スイツ
チ２４より設定入力できる。勿論、臨床的に知ら
れる統計的な最低血圧値より低い値をもつて固定
としても良い。何れにしてもこの区間はバツテリ
電圧で加圧ポンプ１２を直接駆動することにより
加圧時間を短縮している。カフ圧がｂ点に達する
とCPU６はドライバ１１のスイツチSWをS2側に
接続し、加圧ポンプ１２を定電圧駆動に切り替え
てカフ１への空気流入量が一定となるように保
つ。
原理に係り、第２図は緩排時圧力勾配を一定とす
るための補正パラメータを加圧工程で求める第１
実施例の動作原理を説明する図である。図におい
て、ドライバ１１のスイツチSWがS1側に接続さ
れると加圧ポンプ１２は最大速度で駆動され、カ
フ圧は被験者Ａの場合ａ点からｂ点に向けて上昇
する。初期段階ではカフに一定量の空気が溜るま
で圧力の上昇がにぶく、図のような特性になる。
ｂ点のカフ圧Psは急加圧の目標設定値（例えば
50mmHg又は80mmHg）であ。この値は被験者の最
低血圧DIAによつて異なり、測定前に操作スイツ
チ２４より設定入力できる。勿論、臨床的に知ら
れる統計的な最低血圧値より低い値をもつて固定
としても良い。何れにしてもこの区間はバツテリ
電圧で加圧ポンプ１２を直接駆動することにより
加圧時間を短縮している。カフ圧がｂ点に達する
とCPU６はドライバ１１のスイツチSWをS2側に
接続し、加圧ポンプ１２を定電圧駆動に切り替え
てカフ１への空気流入量が一定となるように保
つ。
定流入加圧制御とする一つの目的は、加圧速度
を例えば10mmHg／sec以下に押さえて、コロトコ
フ音が発現、消滅する時点の圧力を正確に捕える
ためである。即ち、CPU６は最初のＫ音PKa1を
検出した時点のカフ圧をもつてこれを被験者のほ
ぼ最低血圧DIAと予測し、最後のＫ音PKanを検
出した時点のカフ圧をもつてこれをほぼ最高血圧
SYSと予測できる訳であるが、この予測値が正
確であれば加圧後の緩排気本測定工程において、
最高血圧判定後直ちに最低血圧付近までカフを急
排気してしまう、いわゆる測定の中抜きをする場
合にも確実に行なえる利点がある。
を例えば10mmHg／sec以下に押さえて、コロトコ
フ音が発現、消滅する時点の圧力を正確に捕える
ためである。即ち、CPU６は最初のＫ音PKa1を
検出した時点のカフ圧をもつてこれを被験者のほ
ぼ最低血圧DIAと予測し、最後のＫ音PKanを検
出した時点のカフ圧をもつてこれをほぼ最高血圧
SYSと予測できる訳であるが、この予測値が正
確であれば加圧後の緩排気本測定工程において、
最高血圧判定後直ちに最低血圧付近までカフを急
排気してしまう、いわゆる測定の中抜きをする場
合にも確実に行なえる利点がある。
また定流入加圧制御をするもう一つの目的は、
カフの実質的容量を検出するためである。即ち、
被験者の腕周長が異なれば巻きカフのオーバラツ
プ長が異なり、結果としてカフの実質的容量が異
なつてくる。被験者Ａ及びＢの加圧直線bcとfgを
比較参照されたい。図は、被験者Ａの腕周長が相
対的に短いためカフの実質的容量が小さく、カフ
圧は同じ定流入加圧でも比較的急に上昇すること
を示し、また被験者Ｂの腕周長は相対的に長いた
めカフの実質的容量が大きく、カフ圧は同じ定流
入加圧でも比較的緩やかに上昇することを示して
いる。
カフの実質的容量を検出するためである。即ち、
被験者の腕周長が異なれば巻きカフのオーバラツ
プ長が異なり、結果としてカフの実質的容量が異
なつてくる。被験者Ａ及びＢの加圧直線bcとfgを
比較参照されたい。図は、被験者Ａの腕周長が相
対的に短いためカフの実質的容量が小さく、カフ
圧は同じ定流入加圧でも比較的急に上昇すること
を示し、また被験者Ｂの腕周長は相対的に長いた
めカフの実質的容量が大きく、カフ圧は同じ定流
入加圧でも比較的緩やかに上昇することを示して
いる。
従来は、このカフの実質的容量差が無視されて
いた。従つて被験者Ａ，Ｂ共にｄ点、ｈ点まで加
圧された後緩排気工程に入ると、排気流量は両者
ほぼ同じであるからその圧力勾配を比較した場
合、Ａはe′点に向けて急減少し、Ｂはi′点に向け
て緩やかに減少する。その範囲は経験的に−１〜
−８mmHg／secもあり、これでは臨床学的に推奨
される−２〜−３mmHg／secの勾配が実際には得
られていなかつたことになる。例えばＡ，Ｂ共に
Ｋ音の発生周期が同じであるとすると、Ｂは1K
音につき１mmHg減圧するのに対し、Ａは1K音に
つき５mmHg減圧されるのであるから、当然に測
定誤差として現われる。
いた。従つて被験者Ａ，Ｂ共にｄ点、ｈ点まで加
圧された後緩排気工程に入ると、排気流量は両者
ほぼ同じであるからその圧力勾配を比較した場
合、Ａはe′点に向けて急減少し、Ｂはi′点に向け
て緩やかに減少する。その範囲は経験的に−１〜
−８mmHg／secもあり、これでは臨床学的に推奨
される−２〜−３mmHg／secの勾配が実際には得
られていなかつたことになる。例えばＡ，Ｂ共に
Ｋ音の発生周期が同じであるとすると、Ｂは1K
音につき１mmHg減圧するのに対し、Ａは1K音に
つき５mmHg減圧されるのであるから、当然に測
定誤差として現われる。
そこで、本第１実施例は、加圧中にＫ音が発
現、消滅するまでの区間を定流入加圧とし、もつ
てこの区間に得られる加圧特性の傾きからカフの
実質的容量を検出し、後の緩排気工程においてこ
の傾きを補正して常に目標値（例えば−３mm
Hg／sec）の圧力勾配を得ようとするものであ
る。
現、消滅するまでの区間を定流入加圧とし、もつ
てこの区間に得られる加圧特性の傾きからカフの
実質的容量を検出し、後の緩排気工程においてこ
の傾きを補正して常に目標値（例えば−３mm
Hg／sec）の圧力勾配を得ようとするものであ
る。
カフ圧がＣ点（Ｋ音の消滅）に達するとCPU
６は再びスイツチSWをS1側に接続して更に60mm
Hg分カフを急加圧する。急加圧の目的は被験者
の最高血圧を十分にカバーするためである。また
他の目的はその急加中にＫ音が発見されるかも知
れないからである。もしＫ音がみつかるとCPU
６は更に30mmHg分急加圧する。このような再加
圧は最悪でも２回程度行なえば実際上十分であ
る。
６は再びスイツチSWをS1側に接続して更に60mm
Hg分カフを急加圧する。急加圧の目的は被験者
の最高血圧を十分にカバーするためである。また
他の目的はその急加中にＫ音が発見されるかも知
れないからである。もしＫ音がみつかるとCPU
６は更に30mmHg分急加圧する。このような再加
圧は最悪でも２回程度行なえば実際上十分であ
る。
カフ圧がｄ点に達すると加圧ポンプ１２を停止
して緩排モードに入る。CPU６は電磁弁１３を
断続的に制御して実質−３mmHg／secの緩排気制
御を実現する。一般に、カフ圧の緩排気勾配特性
はその時点のカフ圧Ｐの関数であり、基本関数ｆ
（Ｐ）により代表できる。基本関数ｆ（Ｐ）は、従
来のように単に一定径の排気弁を開いただけで
は、カフ圧が高いと排気流量が多く減圧速度も早
くなり、またカフ圧が低いと排気流量が少なく、
減圧速度も緩やかになる関係を示している。従つ
て弁開放のままでは−３mmHg／secの理想直線特
性は得られない。そこで本実施例は直線補正を電
磁弁１３の時間制御開閉動作で行つている。即
ち、基本関数ｆ（Ｐ）に従い、カフ圧が高いとき
には弁開放時間を短くし、低いときには弁開放時
間を長くするように制御している。しかしこれだ
けではカフの実質的容量差に対処できない。そこ
で補正パラメータａを導入して実際の電磁弁１３
の開放時間Topを Top＝ａ・ｆ（Ｐ） で求めている。ここで、補正パラメータａは、被
験者Ａの場合は（ΔPa／ΔTa）-1に、被験者Ｂの
場合は（ΔPb／ΔTb）-1（図はΔPa＝ΔPbで示し
てある）にそれぞれ比例する定数で、〔CC〕の次
元をもつ。圧力制御手段２０はｄ点かｅ点までの
緩排工程において電磁弁１３を所定時間（例えば
1sec）毎にTop sec間だけ開放することで、いか
なる場合にも実質―３mmHg／secの緩排気圧力直
線勾配を実現している。
して緩排モードに入る。CPU６は電磁弁１３を
断続的に制御して実質−３mmHg／secの緩排気制
御を実現する。一般に、カフ圧の緩排気勾配特性
はその時点のカフ圧Ｐの関数であり、基本関数ｆ
（Ｐ）により代表できる。基本関数ｆ（Ｐ）は、従
来のように単に一定径の排気弁を開いただけで
は、カフ圧が高いと排気流量が多く減圧速度も早
くなり、またカフ圧が低いと排気流量が少なく、
減圧速度も緩やかになる関係を示している。従つ
て弁開放のままでは−３mmHg／secの理想直線特
性は得られない。そこで本実施例は直線補正を電
磁弁１３の時間制御開閉動作で行つている。即
ち、基本関数ｆ（Ｐ）に従い、カフ圧が高いとき
には弁開放時間を短くし、低いときには弁開放時
間を長くするように制御している。しかしこれだ
けではカフの実質的容量差に対処できない。そこ
で補正パラメータａを導入して実際の電磁弁１３
の開放時間Topを Top＝ａ・ｆ（Ｐ） で求めている。ここで、補正パラメータａは、被
験者Ａの場合は（ΔPa／ΔTa）-1に、被験者Ｂの
場合は（ΔPb／ΔTb）-1（図はΔPa＝ΔPbで示し
てある）にそれぞれ比例する定数で、〔CC〕の次
元をもつ。圧力制御手段２０はｄ点かｅ点までの
緩排工程において電磁弁１３を所定時間（例えば
1sec）毎にTop sec間だけ開放することで、いか
なる場合にも実質―３mmHg／secの緩排気圧力直
線勾配を実現している。
第３図は補正パラメータを緩排工程の初期にお
いて求める第２実施例の動作原理を説明する図で
ある。図はｄ点までの加圧がどのような方法でな
されてもよいことを示している。加圧を停止した
ｄ点から時間Tw（例えば1sec）の間はカフ圧が
安定するための時間であり、安定後のカフ圧は
Pa1で示されている。この時点でCPU６は電磁弁
１３を一定時間Tocだけ開放する。次に減圧後の
カフ圧Pa2を読み取れば減圧量△Pa1は｜Pa1―
Pa2｜である。一方、被験者Ｂに対しても同じ時
間Tocだけ電磁弁１３を開くとしよう。しかし、
Ｂのカフ容量は相対的に大きいためカフ圧は△
Pb1しか下がらない。即ち、両者には同じ時間
Tocに対して｜△Pa1｜＞｜△Pb1｜の関係があ
る。そこで、夫々の減圧量△Ｐから第１実施例で
求めた補正パラメータａに相当する値がａ＝−
Toc・f-1（ΔP）により求まる。CPU６は前述と
同様にしてその後の電磁弁１３の開放時間Topを Top＝Toc・f-1（△Ｐ）・ｆ（Ｐ）；ｆ（Ｐ） ＝ｆ（Ｋ，Ｐ，−３） により求め、圧力制御手段２０は残りのｅ点まで
の緩排工程において電磁弁１３を所定時間（例え
ば1sec）毎にTop sec間だけ開放することで、い
かなる場合にも実質−３mmHg／sec緩排気圧力直
線勾配を実現している。
いて求める第２実施例の動作原理を説明する図で
ある。図はｄ点までの加圧がどのような方法でな
されてもよいことを示している。加圧を停止した
ｄ点から時間Tw（例えば1sec）の間はカフ圧が
安定するための時間であり、安定後のカフ圧は
Pa1で示されている。この時点でCPU６は電磁弁
１３を一定時間Tocだけ開放する。次に減圧後の
カフ圧Pa2を読み取れば減圧量△Pa1は｜Pa1―
Pa2｜である。一方、被験者Ｂに対しても同じ時
間Tocだけ電磁弁１３を開くとしよう。しかし、
Ｂのカフ容量は相対的に大きいためカフ圧は△
Pb1しか下がらない。即ち、両者には同じ時間
Tocに対して｜△Pa1｜＞｜△Pb1｜の関係があ
る。そこで、夫々の減圧量△Ｐから第１実施例で
求めた補正パラメータａに相当する値がａ＝−
Toc・f-1（ΔP）により求まる。CPU６は前述と
同様にしてその後の電磁弁１３の開放時間Topを Top＝Toc・f-1（△Ｐ）・ｆ（Ｐ）；ｆ（Ｐ） ＝ｆ（Ｋ，Ｐ，−３） により求め、圧力制御手段２０は残りのｅ点まで
の緩排工程において電磁弁１３を所定時間（例え
ば1sec）毎にTop sec間だけ開放することで、い
かなる場合にも実質−３mmHg／sec緩排気圧力直
線勾配を実現している。
ところで、このような制御をせずとも、例えば
時間Twを経過してカフ圧Pa1を読み取つた後、
電磁弁１３を開放してそのままカフ圧Ｐをモニタ
し、カフ圧が−３mmHgとなつた時点で電磁弁１
３を閉じれば定勾配制御はずつと簡単のようにみ
える。しかし、実際上カフは短時間で段階的に減
圧されるため（第５図参照）、上述した制御が優
れているといえる。
時間Twを経過してカフ圧Pa1を読み取つた後、
電磁弁１３を開放してそのままカフ圧Ｐをモニタ
し、カフ圧が−３mmHgとなつた時点で電磁弁１
３を閉じれば定勾配制御はずつと簡単のようにみ
える。しかし、実際上カフは短時間で段階的に減
圧されるため（第５図参照）、上述した制御が優
れているといえる。
第４図は緩排工程中常に直前の減圧量をモニタ
して次の弁開放時間を決定する第３実施例の動作
原理を説明する図である。同様にしてｄ点より時
間Twの間はカフ圧力の安定化時間である。安定
後のカフ圧をPa1とすると、CPU６は始めに一定
時間Tocの間だけ電磁弁１３を開放する。次の時
点のカフ圧をPa2とすると減圧量△Pa1は｜Pa1−
Pa2｜であ。Tocは既知であるから、CPU６は△
Pa1を基に次の開放時間Topを Top＝ｆ（△Pa1）・ｆ（Ｐ） で求める。即ち、△Pa1が実質−３mmHg／secに
相当する値より大きければ次のTopを短くするよ
うに、また小さければTopを長くするように求め
る。これによる次の電磁弁１３の開放時間Topは
Ta1である。そして、このときの減圧量△Pa2は
目標値より小さい。次にCPU６は△Pa2を基に次
の開放時間Topを Top＝ｆ（△Pa2）・ｆ（Ｐ） で求め、求めたTa2の間だけ電磁弁１３を開放す
る。図は時間Ta2の弁開放が実質−３mmHg／sec
の勾配に相当することを示し、以後同様の制御が
繰り返される。
して次の弁開放時間を決定する第３実施例の動作
原理を説明する図である。同様にしてｄ点より時
間Twの間はカフ圧力の安定化時間である。安定
後のカフ圧をPa1とすると、CPU６は始めに一定
時間Tocの間だけ電磁弁１３を開放する。次の時
点のカフ圧をPa2とすると減圧量△Pa1は｜Pa1−
Pa2｜であ。Tocは既知であるから、CPU６は△
Pa1を基に次の開放時間Topを Top＝ｆ（△Pa1）・ｆ（Ｐ） で求める。即ち、△Pa1が実質−３mmHg／secに
相当する値より大きければ次のTopを短くするよ
うに、また小さければTopを長くするように求め
る。これによる次の電磁弁１３の開放時間Topは
Ta1である。そして、このときの減圧量△Pa2は
目標値より小さい。次にCPU６は△Pa2を基に次
の開放時間Topを Top＝ｆ（△Pa2）・ｆ（Ｐ） で求め、求めたTa2の間だけ電磁弁１３を開放す
る。図は時間Ta2の弁開放が実質−３mmHg／sec
の勾配に相当することを示し、以後同様の制御が
繰り返される。
第３，４図の実施例においては、間欠排気制御
を行なつて、実質上定勾配の緩排工程を得ている
が、各間欠排気サイクル毎に見ると、この間での
排気は急速で短時間（1secよりも極めて小さい）
であり、続くカフ圧一定の時間は排気時間に比し
て極めて大きい。このようにする所以はカフ圧一
定の時間帯でＫ音検出を行ない、このＫ音計測に
不必要な時間をできるだけ短縮すると共に、Ｋ音
の検出の確実さを企るためである。
を行なつて、実質上定勾配の緩排工程を得ている
が、各間欠排気サイクル毎に見ると、この間での
排気は急速で短時間（1secよりも極めて小さい）
であり、続くカフ圧一定の時間は排気時間に比し
て極めて大きい。このようにする所以はカフ圧一
定の時間帯でＫ音検出を行ない、このＫ音計測に
不必要な時間をできるだけ短縮すると共に、Ｋ音
の検出の確実さを企るためである。
第５図は脈信号に同期して電磁弁の開放開始タ
イミングを決める動作を説明するタイミングチヤ
ートである。これまでは電磁弁開放の周期を1sec
として述べた。しかし脈信号、Ｋ音信号が現れた
後は電磁弁開放タイミングをこれらの信号に同期
させる。図には電磁弁開放中のわずかな時間にカ
フ圧が急減少する様子が拡大して示してある。こ
のようにして、脈信号又はＫ音信号と同期がとれ
た後は各減圧後の一定区間にＫ音を待つ形にな
る。こうするとＫ音の発生周期は被験者により異
なるが、目的の測定精度は例えば1K音毎に−３
mmHgの減圧が得られれば達成されるのであるか
ら、最も効率的である。脈の速い被験者の場合、
みかけは−３mmHg／secより速い速度で減圧され
るが、血圧測定精度には何の影響も与えないこと
が解る。尚、図に示した制御は、一般にＫ音は脈
ピーク信号MPの発生する直前に発生するが、被
験者によつては脈ピーク信号MPの発生する前後
一定時間内に発生する場合のおそれもあるから、
この範囲をカバーするような脈ゲート信号MGを
形成し、該信号MGの立ち下がりに同期して電磁
弁１３の開放を付勢するようにしている。
イミングを決める動作を説明するタイミングチヤ
ートである。これまでは電磁弁開放の周期を1sec
として述べた。しかし脈信号、Ｋ音信号が現れた
後は電磁弁開放タイミングをこれらの信号に同期
させる。図には電磁弁開放中のわずかな時間にカ
フ圧が急減少する様子が拡大して示してある。こ
のようにして、脈信号又はＫ音信号と同期がとれ
た後は各減圧後の一定区間にＫ音を待つ形にな
る。こうするとＫ音の発生周期は被験者により異
なるが、目的の測定精度は例えば1K音毎に−３
mmHgの減圧が得られれば達成されるのであるか
ら、最も効率的である。脈の速い被験者の場合、
みかけは−３mmHg／secより速い速度で減圧され
るが、血圧測定精度には何の影響も与えないこと
が解る。尚、図に示した制御は、一般にＫ音は脈
ピーク信号MPの発生する直前に発生するが、被
験者によつては脈ピーク信号MPの発生する前後
一定時間内に発生する場合のおそれもあるから、
この範囲をカバーするような脈ゲート信号MGを
形成し、該信号MGの立ち下がりに同期して電磁
弁１３の開放を付勢するようにしている。
尚、このような電磁弁開放タイミング制御は第
２図〜第４図に示した全ての実施例に適用可能で
ある。
２図〜第４図に示した全ての実施例に適用可能で
ある。
第６図〜第８図は上述した各動作原理に従つて
制御を実行するプログラム制御手順に係り、第６
図は第１実施例の制御手段を示すフローチヤート
である。電源ONされるとＳ（ステツプ）１００
の初期設定処理に入力する。Ｓ１では表示部２
２、ブザー２３を１秒間機能させ、機能チエツク
をする。Ｓ２では電磁弁１３を開放し、Ｓ３では
カフの圧力変動が所定値（例えば0.2mmHg／
960msec）以下になるのを待つ。カフ内の残留空
気を自動的に抜くためである。Ｓ４では電磁弁１
３を閉鎖し、Ｓ５では“０”の表示、測定可能を
知らせるブザーの鳴動、及び加圧マーク表示等を
行う。Ｓ６では被験者が自己の設定値Ps（例えば
50mmHg，80mmHg）を操作スイツチ２４から入力
する。入力しなければデイフオルト（例えば50mm
Hg）が使用される。Ｓ７では加圧ポンプ１２を
バツテリ電源電圧で直接駆動する。Ｓ８では圧力
センサ１４によるサンプリング圧力の表示をスタ
ートし、被験者がカフ圧をモニタできるようにす
る。以後、最高・最低血圧の値が表示ホールドさ
れるまでサンプリングモニタは続く。Ｓ９ではカ
フ圧Ｐが設定値Psに達するのを待つ。設定値Ps
に達するとＳ１０で加圧ポンプ１２を定電圧駆動
に切替る。Ｓ１１ではほぼＫ音発現から消滅まで
の時間測定のためタイマをスタートする。Ｓ１２
はＫ音が一個も検出されないときの安全策であ
る。カフ圧Ｐが所定値Ｐmm（例えば150mmHg）に
達するとＳ１５に抜けるようになつている。Ｓ１
３ではＫ音の発現を待つ。Ｓ１４ではＫ音の消滅
を待つ。やがてＫ音の発現及び消滅が確認される
とＳ１５でその時点のカフ圧Ｐを読み取り、レジ
スタPeにストアする。Ｓ１６ではタイマＴを読
み取り、レジスタ△Taにストアする。Ｓ１７で
は補正パラメータａをａ＝（Pe−Ps）／△Taで
求める。Ｓ１８では加圧ポンプ１２をバツテリ電
源による直接駆動に切り替える。Ｓ１９ではカフ
圧ＰがPeの所から更にPad（例えば60mmHg）分上
昇するのを待つ。これが加圧停止点である。加圧
停止点に達すると、Ｓ２０で加圧ポンプ１２を
OFFし、Ｓ２１で所定時間Tw（例えば1sec）の
経過を待つ。Twを経過するとカフ圧が安定し、
Ｓ２００の間欠排気・血圧判定処理に入る。Ｓ２
２では電磁弁１３の開放時間TopをTop＝ａ・ｆ
（Ｐ）で求め、Ｓ２３では例えば毎秒１回の割合
で電磁弁１３を時間Topの間だけ開放する。Ｓ２
４では血圧判定手段２１が最高血圧SYSを判定
したか否か、及びSYS表示をホールドしたか否
かを判別する。Ｓ２５では同様にして最低血圧
DIAを判定したか否か、及びDIA表示をホールド
したか否かを判別する。Ｓ２５の判別を満足する
までは全体として所定圧力勾配をとる間欠排気制
御を繰り返し、満足するとＳ２６で電磁弁１３を
開放して血圧測定の一工程を修了する。
制御を実行するプログラム制御手順に係り、第６
図は第１実施例の制御手段を示すフローチヤート
である。電源ONされるとＳ（ステツプ）１００
の初期設定処理に入力する。Ｓ１では表示部２
２、ブザー２３を１秒間機能させ、機能チエツク
をする。Ｓ２では電磁弁１３を開放し、Ｓ３では
カフの圧力変動が所定値（例えば0.2mmHg／
960msec）以下になるのを待つ。カフ内の残留空
気を自動的に抜くためである。Ｓ４では電磁弁１
３を閉鎖し、Ｓ５では“０”の表示、測定可能を
知らせるブザーの鳴動、及び加圧マーク表示等を
行う。Ｓ６では被験者が自己の設定値Ps（例えば
50mmHg，80mmHg）を操作スイツチ２４から入力
する。入力しなければデイフオルト（例えば50mm
Hg）が使用される。Ｓ７では加圧ポンプ１２を
バツテリ電源電圧で直接駆動する。Ｓ８では圧力
センサ１４によるサンプリング圧力の表示をスタ
ートし、被験者がカフ圧をモニタできるようにす
る。以後、最高・最低血圧の値が表示ホールドさ
れるまでサンプリングモニタは続く。Ｓ９ではカ
フ圧Ｐが設定値Psに達するのを待つ。設定値Ps
に達するとＳ１０で加圧ポンプ１２を定電圧駆動
に切替る。Ｓ１１ではほぼＫ音発現から消滅まで
の時間測定のためタイマをスタートする。Ｓ１２
はＫ音が一個も検出されないときの安全策であ
る。カフ圧Ｐが所定値Ｐmm（例えば150mmHg）に
達するとＳ１５に抜けるようになつている。Ｓ１
３ではＫ音の発現を待つ。Ｓ１４ではＫ音の消滅
を待つ。やがてＫ音の発現及び消滅が確認される
とＳ１５でその時点のカフ圧Ｐを読み取り、レジ
スタPeにストアする。Ｓ１６ではタイマＴを読
み取り、レジスタ△Taにストアする。Ｓ１７で
は補正パラメータａをａ＝（Pe−Ps）／△Taで
求める。Ｓ１８では加圧ポンプ１２をバツテリ電
源による直接駆動に切り替える。Ｓ１９ではカフ
圧ＰがPeの所から更にPad（例えば60mmHg）分上
昇するのを待つ。これが加圧停止点である。加圧
停止点に達すると、Ｓ２０で加圧ポンプ１２を
OFFし、Ｓ２１で所定時間Tw（例えば1sec）の
経過を待つ。Twを経過するとカフ圧が安定し、
Ｓ２００の間欠排気・血圧判定処理に入る。Ｓ２
２では電磁弁１３の開放時間TopをTop＝ａ・ｆ
（Ｐ）で求め、Ｓ２３では例えば毎秒１回の割合
で電磁弁１３を時間Topの間だけ開放する。Ｓ２
４では血圧判定手段２１が最高血圧SYSを判定
したか否か、及びSYS表示をホールドしたか否
かを判別する。Ｓ２５では同様にして最低血圧
DIAを判定したか否か、及びDIA表示をホールド
したか否かを判別する。Ｓ２５の判別を満足する
までは全体として所定圧力勾配をとる間欠排気制
御を繰り返し、満足するとＳ２６で電磁弁１３を
開放して血圧測定の一工程を修了する。
第７図は第２実施例の制御手順をフローチヤー
トである。電源ONされるとＳ１００の初期設定
処理を実行し、次にＳ３００の加圧停止点決定制
御に入る。ここにおいて、カフ圧Ｐが第２図のｂ
点又はｆ点に達するとＳ３１で加圧速度PVが10
mmHg／secを越えているか否かを判別する。越え
ていなければＳ３３に進み、越えていればＳ３２
で加圧ポンプ１２の駆動電圧を低下させる。例え
ばドライバ１１のスイツチSWをS2側に接続すれ
ばよい。Ｋ音検出時点のカフ圧読取精度を保証す
るためである。Ｓ３３〜Ｓ３６の処理は第６図の
Ｓ１２〜Ｓ１５の処理と同様である。Ｓ３７〜Ｓ
４４は、続く急加圧中にＫ音が検出された場合の
再加圧処理を示している。Ｓ３７ではＫ音検出フ
ラグKFを０に、再加圧カウンタKCを０に、再加
圧量の保持レジスタPadを所定値α（例えば60mm
Hg）に初期化する。Ｓ３８では加圧ポンプ１２
を電源電圧駆動に切り替える。Ｓ３９ではカフ圧
Ｐが最初の目標値（Pe＋α）に達するのを待つ。
目標値に達すると、Ｓ４０ではこの加圧区間にＫ
音が発生したか否かを調べる。発生していればＳ
４１で再加圧カウンタKCを調べる。始めはKC＝
０であるからＳ４２でKCに＋１し、Ｓ４３でKF
を０にする。Ｓ４４ではレジスタPadに＋β（例
えば30mmHg）をしてＳ３９に戻る。この時点で
の目標値は｛Pe＋（60＋30）｝mmHgである。こう
して、次の30mmHgの上昇中にＫ音がなければＳ
４０からＳ４５に進む。２度＋30mmHgを行なつ
た後はＳ４１から無条件にＳ４５に進む。実際上
はこれで十分である。Ｓ４では加圧ポンプ１２を
OFFし、Ｓ４６では時間Twの経過を待つ。Ｓ４
７では安定後のカフ圧Ｐを読み取り、レジスタ
P1にストアする。Ｓ４８では電磁弁１３を開放
する。Ｓ４９では所定時間Tocの経過を待ち、
Tocを経過すると、Ｓ５０で電磁弁１３を閉鎖す
る。Ｓ５１ではその時点のカフ圧Ｐを読み取り、
レジスタP2にストアする。Ｓ５２では補正パラ
メータａをａ＝ｆ（P1−P2）で求める。Ｓ２００
では求めた補正パラメータａを基に間欠排気・血
圧判定処理を実行し、Ｓ５３では電磁弁１３を開
放し、血圧測定の一工程を修了する。
トである。電源ONされるとＳ１００の初期設定
処理を実行し、次にＳ３００の加圧停止点決定制
御に入る。ここにおいて、カフ圧Ｐが第２図のｂ
点又はｆ点に達するとＳ３１で加圧速度PVが10
mmHg／secを越えているか否かを判別する。越え
ていなければＳ３３に進み、越えていればＳ３２
で加圧ポンプ１２の駆動電圧を低下させる。例え
ばドライバ１１のスイツチSWをS2側に接続すれ
ばよい。Ｋ音検出時点のカフ圧読取精度を保証す
るためである。Ｓ３３〜Ｓ３６の処理は第６図の
Ｓ１２〜Ｓ１５の処理と同様である。Ｓ３７〜Ｓ
４４は、続く急加圧中にＫ音が検出された場合の
再加圧処理を示している。Ｓ３７ではＫ音検出フ
ラグKFを０に、再加圧カウンタKCを０に、再加
圧量の保持レジスタPadを所定値α（例えば60mm
Hg）に初期化する。Ｓ３８では加圧ポンプ１２
を電源電圧駆動に切り替える。Ｓ３９ではカフ圧
Ｐが最初の目標値（Pe＋α）に達するのを待つ。
目標値に達すると、Ｓ４０ではこの加圧区間にＫ
音が発生したか否かを調べる。発生していればＳ
４１で再加圧カウンタKCを調べる。始めはKC＝
０であるからＳ４２でKCに＋１し、Ｓ４３でKF
を０にする。Ｓ４４ではレジスタPadに＋β（例
えば30mmHg）をしてＳ３９に戻る。この時点で
の目標値は｛Pe＋（60＋30）｝mmHgである。こう
して、次の30mmHgの上昇中にＫ音がなければＳ
４０からＳ４５に進む。２度＋30mmHgを行なつ
た後はＳ４１から無条件にＳ４５に進む。実際上
はこれで十分である。Ｓ４では加圧ポンプ１２を
OFFし、Ｓ４６では時間Twの経過を待つ。Ｓ４
７では安定後のカフ圧Ｐを読み取り、レジスタ
P1にストアする。Ｓ４８では電磁弁１３を開放
する。Ｓ４９では所定時間Tocの経過を待ち、
Tocを経過すると、Ｓ５０で電磁弁１３を閉鎖す
る。Ｓ５１ではその時点のカフ圧Ｐを読み取り、
レジスタP2にストアする。Ｓ５２では補正パラ
メータａをａ＝ｆ（P1−P2）で求める。Ｓ２００
では求めた補正パラメータａを基に間欠排気・血
圧判定処理を実行し、Ｓ５３では電磁弁１３を開
放し、血圧測定の一工程を修了する。
第８図は第３実施例の制御手順を示すフローチ
ヤートである。電源ONされると初期設定処理Ｓ
１００を実行し、次に加圧停止点決定制御Ｓ３０
０を実行する。Ｓ６１では加圧ポンプをOFFし、
Ｓ６２では時間Twの経過を待つ。Ｓ６３では電
磁弁１３の開放時間制御レジスタTopに所定値
Tocをセツトする。Ｓ６４では圧力レジスタPn
に安定後のカフ圧Ｐをセツトする。Ｓ６５ではタ
イマをスタートし、Ｓ６６では電磁弁１３を開放
する。Ｓ６７ではTop（最初はToc）の経過を待
ち、Ｓ６８では電磁弁１３を閉鎖する。Ｓ６９で
はこの時点のカフ圧Ｐを圧力レジスタPo+1にセツ
トし、Ｓ７０では圧力差分レジスタ△Pnに（Pn
−Po+1）を格納する。Ｓ７１ではタイムアウトか
否かを検出する。間欠排気工程の始めの段階では
脈ピーク信号MPがないこともあるので、代りに
タイムアウトが働く。タイムアウトでない間はＳ
７２で脈ピーク信号MPを待つ。MPを検出する
とＳ７３で時間Tdだけ遅延させる。Ｋ音をカバ
ーするためである。Ｓ７４ではアーチフアクトか
否かを調べる。アーチフアクトであればＳ７５で
タイマをスタートし、Ｓ７１に戻る。アーチフア
クトの間は減圧を行なわないためである。またア
ーチフアクトがなくなると減圧が進むため血圧の
誤測定が防止される。Ｓ７４でアーチフアクトで
ないと判別すると、Ｓ７６で電磁弁１３の開放時
間TopをTop＝ｆ（△Pn）・ｆ（Ｐ）で求める。Ｓ
７７ではレジスタPnの内容をレジスタPo+1の内
容で置き替える。Ｓ７８及びＳ７９は最高・最低
血圧の判定と各血圧値の表示ホールド状態を調べ
る処理であり、判定・表示ホールド前であればＳ
６５に戻り、次の減圧を実行する。また判定・表
示ホールド後であればＳ８０で電磁弁１３を開放
し、血圧測定の一工程を修了する。
ヤートである。電源ONされると初期設定処理Ｓ
１００を実行し、次に加圧停止点決定制御Ｓ３０
０を実行する。Ｓ６１では加圧ポンプをOFFし、
Ｓ６２では時間Twの経過を待つ。Ｓ６３では電
磁弁１３の開放時間制御レジスタTopに所定値
Tocをセツトする。Ｓ６４では圧力レジスタPn
に安定後のカフ圧Ｐをセツトする。Ｓ６５ではタ
イマをスタートし、Ｓ６６では電磁弁１３を開放
する。Ｓ６７ではTop（最初はToc）の経過を待
ち、Ｓ６８では電磁弁１３を閉鎖する。Ｓ６９で
はこの時点のカフ圧Ｐを圧力レジスタPo+1にセツ
トし、Ｓ７０では圧力差分レジスタ△Pnに（Pn
−Po+1）を格納する。Ｓ７１ではタイムアウトか
否かを検出する。間欠排気工程の始めの段階では
脈ピーク信号MPがないこともあるので、代りに
タイムアウトが働く。タイムアウトでない間はＳ
７２で脈ピーク信号MPを待つ。MPを検出する
とＳ７３で時間Tdだけ遅延させる。Ｋ音をカバ
ーするためである。Ｓ７４ではアーチフアクトか
否かを調べる。アーチフアクトであればＳ７５で
タイマをスタートし、Ｓ７１に戻る。アーチフア
クトの間は減圧を行なわないためである。またア
ーチフアクトがなくなると減圧が進むため血圧の
誤測定が防止される。Ｓ７４でアーチフアクトで
ないと判別すると、Ｓ７６で電磁弁１３の開放時
間TopをTop＝ｆ（△Pn）・ｆ（Ｐ）で求める。Ｓ
７７ではレジスタPnの内容をレジスタPo+1の内
容で置き替える。Ｓ７８及びＳ７９は最高・最低
血圧の判定と各血圧値の表示ホールド状態を調べ
る処理であり、判定・表示ホールド前であればＳ
６５に戻り、次の減圧を実行する。また判定・表
示ホールド後であればＳ８０で電磁弁１３を開放
し、血圧測定の一工程を修了する。
以上、各実施例別に説明をしたが、夫々に示し
た種々の特徴的事項は使用目的に応じて組み合さ
れ、最適のカフ圧力制御装置が実現されるもので
ある。
た種々の特徴的事項は使用目的に応じて組み合さ
れ、最適のカフ圧力制御装置が実現されるもので
ある。
［発明の効果］
以上述べた如く本発明によれば、カフ圧力プロ
グラム実行中の所定区間に、カフを所定時間だけ
定気流制御し、該所定時間内に生じたカフ内の圧
力差から、カフ内に生じる減圧勾配を予め定めた
一定値に保つべき排気時間補正係数を決定できる
から、被験者により相違する初期加圧の高低、緩
排気圧力の経時変化、巻きカフ腕周長の長短等に
もかかわらず、常に一定の緩排気圧力勾配を維持
することができ、精密血圧測定を可能にする。
グラム実行中の所定区間に、カフを所定時間だけ
定気流制御し、該所定時間内に生じたカフ内の圧
力差から、カフ内に生じる減圧勾配を予め定めた
一定値に保つべき排気時間補正係数を決定できる
から、被験者により相違する初期加圧の高低、緩
排気圧力の経時変化、巻きカフ腕周長の長短等に
もかかわらず、常に一定の緩排気圧力勾配を維持
することができ、精密血圧測定を可能にする。
また、本発明によれば、カフを制御時間だけ排
気し、該制御時間内に生じたカフ内の圧力差か
ら、カフ内に生じる減圧勾配を予め定めた一定値
に保つべき次の制御時間を決定するから、被験者
により相違する初期加圧の高低、緩排気圧力の経
時変化、巻きカフ腕周長の長短等にもかかわら
ず、常に一定の緩排気圧力勾配を維持することで
き、精密血圧測定を可能にする。
気し、該制御時間内に生じたカフ内の圧力差か
ら、カフ内に生じる減圧勾配を予め定めた一定値
に保つべき次の制御時間を決定するから、被験者
により相違する初期加圧の高低、緩排気圧力の経
時変化、巻きカフ腕周長の長短等にもかかわら
ず、常に一定の緩排気圧力勾配を維持することで
き、精密血圧測定を可能にする。
また、本発明によれば、減圧の開始時期を脈心
拍信号やコロトコフ音信号に同期させるから、ア
ーチフアクトによる血圧誤測定等を防止できる。
また、本発明によれば、減圧手段に電磁弁を用い
るから、カフ加圧時に排気ロスがない。
拍信号やコロトコフ音信号に同期させるから、ア
ーチフアクトによる血圧誤測定等を防止できる。
また、本発明によれば、減圧手段に電磁弁を用い
るから、カフ加圧時に排気ロスがない。
第１図は実施例のカフ圧力制御装置を備える自
動血圧計のブロツク構成図、第２図は緩排時圧力
勾配を一定とするための補正パラメータを加圧工
程で求める第１実施例の動作原理を説明する図、
第３図は補正パラメータを緩排工程の初期におい
て求める第２実施例の動作原理を説明する図、第
４図は緩排工程中常に直前の減圧量をモニタして
次の弁開放時間を決定する第３実施例の動作原理
を説明する図、第５図は脈信号に同期して電磁弁
の開放開始タイミングを決める動作を説明するタ
イミングチヤート、第６図は第１実施例の制御手
段を示すフローチヤート、第７図は第２実施例の
制御手順を示すフローチヤート、第８図は第３実
施例の制御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
…操作部、８…電源部、９…記録部、１０…バツ
テリ、１１…ドライバ、１２…加圧ポンプ、１３
…電磁弁、１４…圧力センサ、１５…Ａ／Ｄ変換
器、１６…アンプ、１７…Ｋ音フイルタ、１８…
脈フイルタ、１９…制御手段、２０…圧力制御手
段、２１…血圧判定手段、２２…表示部、２３…
ブザー、２４…操作スイツチである。
動血圧計のブロツク構成図、第２図は緩排時圧力
勾配を一定とするための補正パラメータを加圧工
程で求める第１実施例の動作原理を説明する図、
第３図は補正パラメータを緩排工程の初期におい
て求める第２実施例の動作原理を説明する図、第
４図は緩排工程中常に直前の減圧量をモニタして
次の弁開放時間を決定する第３実施例の動作原理
を説明する図、第５図は脈信号に同期して電磁弁
の開放開始タイミングを決める動作を説明するタ
イミングチヤート、第６図は第１実施例の制御手
段を示すフローチヤート、第７図は第２実施例の
制御手順を示すフローチヤート、第８図は第３実
施例の制御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
…操作部、８…電源部、９…記録部、１０…バツ
テリ、１１…ドライバ、１２…加圧ポンプ、１３
…電磁弁、１４…圧力センサ、１５…Ａ／Ｄ変換
器、１６…アンプ、１７…Ｋ音フイルタ、１８…
脈フイルタ、１９…制御手段、２０…圧力制御手
段、２１…血圧判定手段、２２…表示部、２３…
ブザー、２４…操作スイツチである。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 予測最高血圧以上にカフを加圧した後、カフ
圧を緩排することによりカフを減圧調整して、コ
ロトコフ音の発現及び消滅をとらえて血圧を測定
するカフ圧力制御装置において、カフを給気加圧
する加圧手段と、前記カフを排気減圧する減圧手
段と、カフ圧を検出するカフ圧検出手段と、時間
計数をするタイマ手段と、前記カフを所定時間だ
け定気流制御する定気流制御手段と、前記所定時
間と前記所定時間内に生じた前記カフ内の圧力差
とから、カフ圧を緩排する減圧過程におけるカフ
内に生じる減圧勾配（降圧速度）を予め定めた一
定値に保つべく、カフ減圧勾配決定因子である排
気時間補正係数を決定する補正係数決定手段と、
前記カフ内に定勾配減圧特性が要求される区間で
ある予測最低血圧及び予測最高血圧前後領域にお
いて、所定信号に同期し、前記排気時間補正係数
により補正される時間だけ前記カフ圧を排気制御
する定勾配減圧制御手段を有することを特徴とす
るカフ圧力制御装置。 ２ 前記定気流制御手段による定気流制御はカフ
加圧中に少なくとも１回カフを所定時間だけ定給
気制御することを特徴とする特許請求の範囲第１
項記載のカフ圧力制御装置。 ３ 前記定気流制御手段による定気流制御はカフ
減圧中に少なくとも１回カフを所定時間だけ定排
気制御することを特徴とする特許請求の範囲第１
項記載のカフ圧力制御装置。 ４ 前記所定信号は定間隔信号であることを特徴
とする特許請求の範囲第１項記載のカフ圧力制御
装置。 ５ 前記所定信号は脈心拍信号であることを特徴
とする特許請求の範囲第１項記載のカフ圧力制御
装置。 ６ 前記所定信号はコロトコフ音信号であること
を特徴とする特許請求の範囲第１項記載のカフ圧
力制御装置。 ７ 前記減圧手段は電磁弁であることを特徴とす
る特許請求の範囲第１項記載のカフ圧力制御装
置。 ８ 予測最高血圧以上にカフを加圧した後、カフ
圧を緩排することによりカフを減圧調整して、コ
ロトコフ音の発現及び消滅をとらえて血圧を測定
するカフ圧力制御装置において、カフを給気加圧
する加圧手段と、前記カフを排気減圧する減圧手
段と、カフ圧を検出するカフ圧検出手段と、時間
計数をするタイマ手段と、前記カフを制御時間だ
け排気する排気制御手段とと、前記制御時間と前
記制御時間内に生じたカフ内の圧力差とから、前
記カフ内に生じる減圧勾配（降圧速度）を予め定
めた一定値に保つべく、次に給気制御する制御時
間を決定する制御時間決定手段と、前記カフ内に
定勾配減圧特性が要求される区間である予測最低
血圧及び予測最高血圧前後領域において、所定信
号に同期し、前記排気制御手段と前記制御時間決
定手段を実行させる同期制御手段を有することを
特徴とするカフ圧力制御装置。 ９ 前記所定信号は定間隔信号であることを特徴
とする特許請求の範囲第８項記載のカフ圧力制御
装置。 １０ 前記所定信号は脈心拍信号であることを特
徴とする特許請求の範囲第８項記載のカフ圧力制
御装置。 １１ 前記所定信号はコロトコフ音信号であるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第８項記載のカフ
圧力制御装置。 １２ 前記減圧手段は電磁弁であることを特徴と
する特許請求の範囲第８項記載のカフ圧力制御装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59242498A JPS61122840A (ja) | 1984-11-19 | 1984-11-19 | カフ圧力制御装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59242498A JPS61122840A (ja) | 1984-11-19 | 1984-11-19 | カフ圧力制御装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61122840A JPS61122840A (ja) | 1986-06-10 |
| JPH0368689B2 true JPH0368689B2 (ja) | 1991-10-29 |
Family
ID=17089981
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59242498A Granted JPS61122840A (ja) | 1984-11-19 | 1984-11-19 | カフ圧力制御装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61122840A (ja) |
Families Citing this family (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH03183558A (ja) * | 1989-12-13 | 1991-08-09 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | インク吐出装置 |
| JPH0394201U (ja) * | 1990-01-18 | 1991-09-26 | ||
| JP2567429Y2 (ja) * | 1991-03-19 | 1998-04-02 | 株式会社島津製作所 | 多連式材料試験機 |
| US7300404B1 (en) * | 2006-09-07 | 2007-11-27 | The General Electric Company | Method and system utilizing SpO2 plethysmograph signal to qualify NIBP pulses |
| US7462152B2 (en) * | 2006-09-07 | 2008-12-09 | The General Electric Company | Method and system utilizing SpO2 plethysmograph signal to reduce NIBP determination time |
| JP4091644B2 (ja) * | 2006-10-18 | 2008-05-28 | シチズンホールディングス株式会社 | 電子血圧計 |
| JP4153543B2 (ja) * | 2006-10-27 | 2008-09-24 | シチズンホールディングス株式会社 | 電子血圧計 |
| JP6086647B2 (ja) | 2012-03-06 | 2017-03-01 | 株式会社エー・アンド・デイ | 自動血圧測定装置 |
| JP6136111B2 (ja) * | 2012-05-16 | 2017-05-31 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧測定装置 |
| JP6247735B2 (ja) * | 2016-11-10 | 2017-12-13 | 株式会社エー・アンド・デイ | 自動血圧測定装置 |
-
1984
- 1984-11-19 JP JP59242498A patent/JPS61122840A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61122840A (ja) | 1986-06-10 |
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