JPH07308295A - 血圧測定装置 - Google Patents
血圧測定装置Info
- Publication number
- JPH07308295A JPH07308295A JP6105623A JP10562394A JPH07308295A JP H07308295 A JPH07308295 A JP H07308295A JP 6105623 A JP6105623 A JP 6105623A JP 10562394 A JP10562394 A JP 10562394A JP H07308295 A JPH07308295 A JP H07308295A
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- JP
- Japan
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- blood pressure
- pulse wave
- pressure value
- relational expression
- transit time
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- Pending
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 被測定者に負担を掛けずに精度の良い血圧測
定を行える血圧測定装置を提供することである。 【構成】 脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値とか
ら、脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値の関係式を
推定する関係式推定手段と、前記関係式を使用して脈波
伝播時間又は脈波伝播速度から血圧値を算出する血圧値
算出手段とを備える。
定を行える血圧測定装置を提供することである。 【構成】 脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値とか
ら、脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値の関係式を
推定する関係式推定手段と、前記関係式を使用して脈波
伝播時間又は脈波伝播速度から血圧値を算出する血圧値
算出手段とを備える。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、脈波伝播時間又は脈波
伝播速度と血圧値の関係式を使用して血圧を測定する血
圧測定装置に関する。
伝播速度と血圧値の関係式を使用して血圧を測定する血
圧測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値
が実験的に一次関数等の関係式で良く近似されることは
広く知られており、その脈波伝播時間又は脈波伝播速度
から血圧を測定する装置がある。例えば脈波伝播時間を
用いて血圧を測定する血圧測定装置としては、図１３に
示すような全体動作をするものがある。まず、安静時の
脈波伝播時間（以下、ＰＴＴとも記す）を測定し〔ステ
ップ（以下、ＳＴと略す）５１〕、この安静時のＰＴＴ
データを装置の記憶部に記憶しておく（ＳＴ５２）と共
に、他の血圧計で測定した安静時の基準血圧値を入力す
る（ＳＴ５３）。次に、運動負荷などによる血圧変動時
（安静時よりも上昇した時点）のＰＴＴを測定し（ＳＴ
５４）、この血圧変動時のＰＴＴデータを記憶部に記憶
しておく（ＳＴ５５）と共に、同様に他の血圧計で測定
した血圧変動時（安静時よりも上昇した時点）の基準血
圧値を入力する（ＳＴ５６）。
が実験的に一次関数等の関係式で良く近似されることは
広く知られており、その脈波伝播時間又は脈波伝播速度
から血圧を測定する装置がある。例えば脈波伝播時間を
用いて血圧を測定する血圧測定装置としては、図１３に
示すような全体動作をするものがある。まず、安静時の
脈波伝播時間（以下、ＰＴＴとも記す）を測定し〔ステ
ップ（以下、ＳＴと略す）５１〕、この安静時のＰＴＴ
データを装置の記憶部に記憶しておく（ＳＴ５２）と共
に、他の血圧計で測定した安静時の基準血圧値を入力す
る（ＳＴ５３）。次に、運動負荷などによる血圧変動時
（安静時よりも上昇した時点）のＰＴＴを測定し（ＳＴ
５４）、この血圧変動時のＰＴＴデータを記憶部に記憶
しておく（ＳＴ５５）と共に、同様に他の血圧計で測定
した血圧変動時（安静時よりも上昇した時点）の基準血
圧値を入力する（ＳＴ５６）。
【０００３】続いて、予めＰＴＴと血圧値の相関関係
（図１４参照）を算出する（ＳＴ５７）。そして、被測
定者の脈波伝播時間を測定し（ＳＴ５８）、前記相関関
係を用いて、測定された脈波伝播時間に対応する血圧値
を算定し（ＳＴ５９）、この血圧値を被測定者の血圧と
して装置の表示部に表示した（ＳＴ６０）後、測定を終
了するなら全ての動作が完了し、測定を続行するならＳ
Ｔ５８に戻る（ＳＴ６１）。
（図１４参照）を算出する（ＳＴ５７）。そして、被測
定者の脈波伝播時間を測定し（ＳＴ５８）、前記相関関
係を用いて、測定された脈波伝播時間に対応する血圧値
を算定し（ＳＴ５９）、この血圧値を被測定者の血圧と
して装置の表示部に表示した（ＳＴ６０）後、測定を終
了するなら全ての動作が完了し、測定を続行するならＳ
Ｔ５８に戻る（ＳＴ６１）。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】ところで、上記のよう
な血圧測定装置で精度良く血圧を測定するためには、正
確な関係式を算出する必要があるが、関係式は血管の硬
さに依存しており、個人毎に異なった値を持っている。
そのため、従来の血圧測定装置では、運動負荷などを
加えて故意に血圧を上昇させた異なる複数の状態で、脈
波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値を同時測定する、
或いは被測定者の安静状態での脈波伝播時間又は脈波
伝播速度と血圧値を同時測定し、多数の被測定者から統
計的に得られる関係式を適用する、のどちらかの方法で
関係式を求めて血圧値を算出している。
な血圧測定装置で精度良く血圧を測定するためには、正
確な関係式を算出する必要があるが、関係式は血管の硬
さに依存しており、個人毎に異なった値を持っている。
そのため、従来の血圧測定装置では、運動負荷などを
加えて故意に血圧を上昇させた異なる複数の状態で、脈
波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値を同時測定する、
或いは被測定者の安静状態での脈波伝播時間又は脈波
伝播速度と血圧値を同時測定し、多数の被測定者から統
計的に得られる関係式を適用する、のどちらかの方法で
関係式を求めて血圧値を算出している。
【０００５】しかしながら、の算出方法では、被測定
者に運動負荷などの多大な負担を強いることになり、運
動を制限されている被測定者の場合は血圧を測定するこ
とができないという不都合もある。又、の算出方法で
は、個人毎に異なる関係式を平均的な関係式で代用する
ため、算出された血圧値が多くの誤差を含むという問題
点がある。
者に運動負荷などの多大な負担を強いることになり、運
動を制限されている被測定者の場合は血圧を測定するこ
とができないという不都合もある。又、の算出方法で
は、個人毎に異なる関係式を平均的な関係式で代用する
ため、算出された血圧値が多くの誤差を含むという問題
点がある。
【０００６】従って、本発明は、このような従来の問題
点に着目してなされたもので、被測定者に負担を掛けず
に精度の良い血圧測定を行える血圧測定装置を提供する
ことを目的とする。
点に着目してなされたもので、被測定者に負担を掛けず
に精度の良い血圧測定を行える血圧測定装置を提供する
ことを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】前記目的を達成するため
に、本発明の血圧測定装置は、心拍に同期した生体上の
脈動信号を検出する複数個の脈動検出手段と、この脈動
検出手段の検出信号間の位相差から脈波伝播時間又は脈
波伝播速度を算出する算出手段と、生体部を加圧するた
めの圧迫帯と、この圧迫帯の圧力を制御する圧力制御手
段と、前記圧迫帯の圧力を検出する圧力検出手段と、血
圧を測定する血圧測定（Riva-Rocci法）手段とを備える
血圧測定装置において、前記複数個の脈動検出手段で検
出している動脈血管部と心臓を結ぶ複数の血管路のいず
れか１つの血管路が通っている生体部の外圧を前記圧迫
帯によって変化させたときの脈波伝播時間又は脈波伝播
速度と血圧値とから、脈波伝播時間又は脈波伝播速度と
血圧値の関係式を推定する関係式推定手段と、前記関係
式を使用して脈波伝播時間又は脈波伝播速度から血圧値
を算出する血圧値算出手段とを備えることを特徴とす
る。
に、本発明の血圧測定装置は、心拍に同期した生体上の
脈動信号を検出する複数個の脈動検出手段と、この脈動
検出手段の検出信号間の位相差から脈波伝播時間又は脈
波伝播速度を算出する算出手段と、生体部を加圧するた
めの圧迫帯と、この圧迫帯の圧力を制御する圧力制御手
段と、前記圧迫帯の圧力を検出する圧力検出手段と、血
圧を測定する血圧測定（Riva-Rocci法）手段とを備える
血圧測定装置において、前記複数個の脈動検出手段で検
出している動脈血管部と心臓を結ぶ複数の血管路のいず
れか１つの血管路が通っている生体部の外圧を前記圧迫
帯によって変化させたときの脈波伝播時間又は脈波伝播
速度と血圧値とから、脈波伝播時間又は脈波伝播速度と
血圧値の関係式を推定する関係式推定手段と、前記関係
式を使用して脈波伝播時間又は脈波伝播速度から血圧値
を算出する血圧値算出手段とを備えることを特徴とす
る。
【０００８】
【作用】関係式推定手段により、脈波伝播時間又は脈波
伝播速度と血圧値の関係式が推測され、血圧値算出手段
により、測定された脈波伝播時間又は脈波伝播速度から
関係式を用いて血圧値が算出される。従って、被測定者
は、任意の状態で血管路外圧変化時の脈波伝播時間又は
脈波伝播速度と血圧値を１回だけ測定すれば、脈波伝播
時間又は脈波伝播速度と血圧値の関係式が得られ、次回
からは測定された脈波伝播時間又は脈波伝播速度から関
係式を用いて正確な血圧値を算出できる。このため、被
測定者に運動負荷等の多大な負担を掛けずに精度の良い
血圧測定を行うことが可能となる。
伝播速度と血圧値の関係式が推測され、血圧値算出手段
により、測定された脈波伝播時間又は脈波伝播速度から
関係式を用いて血圧値が算出される。従って、被測定者
は、任意の状態で血管路外圧変化時の脈波伝播時間又は
脈波伝播速度と血圧値を１回だけ測定すれば、脈波伝播
時間又は脈波伝播速度と血圧値の関係式が得られ、次回
からは測定された脈波伝播時間又は脈波伝播速度から関
係式を用いて正確な血圧値を算出できる。このため、被
測定者に運動負荷等の多大な負担を掛けずに精度の良い
血圧測定を行うことが可能となる。
【０００９】
【実施例】以下、本発明の血圧測定装置を実施例に基づ
いて説明する。その一実施例に係る装置の構成ブロック
図を図１及び図２に示す。この血圧測定装置は、主に身
体に装着される子機としての部分Ａ（図１参照）と、机
等に置いておく親機としての部分Ｂ（図２参照）との二
部分からなり、子機Ａと親機Ｂは互いに無線でデータ通
信を行えるようになっている。
いて説明する。その一実施例に係る装置の構成ブロック
図を図１及び図２に示す。この血圧測定装置は、主に身
体に装着される子機としての部分Ａ（図１参照）と、机
等に置いておく親機としての部分Ｂ（図２参照）との二
部分からなり、子機Ａと親機Ｂは互いに無線でデータ通
信を行えるようになっている。
【００１０】子機Ａは、図３に示すように、身体Ｍの一
方の腕に取付けられる心電電極１と、他方の腕に取付け
られる心電電極２と、他方の手の指に取付けられる光電
センサ３とを備えると共に、心電電極１，２からの信号
を増幅する差動アンプ４と、増幅された信号のノイズを
除去するフィルタ５と、ノイズ除去信号を増幅するアン
プ６と、このアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ
／Ｄ回路７と、光電センサ３からの信号のノイズを除去
するフィルタ８と、ノイズ除去信号を増幅するアンプ９
と、このアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ
回路１０と、各種制御を行うＣＰＵ１１と、脈波伝播時
間又は脈波伝播速度や血圧等を表示する表示部１２と、
親機Ｂとの間でデータを送受するためのＩ／Ｏポート１
３と、電源ＯＮ／ＯＦＦ等を行うための操作部１４とを
備える。
方の腕に取付けられる心電電極１と、他方の腕に取付け
られる心電電極２と、他方の手の指に取付けられる光電
センサ３とを備えると共に、心電電極１，２からの信号
を増幅する差動アンプ４と、増幅された信号のノイズを
除去するフィルタ５と、ノイズ除去信号を増幅するアン
プ６と、このアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ
／Ｄ回路７と、光電センサ３からの信号のノイズを除去
するフィルタ８と、ノイズ除去信号を増幅するアンプ９
と、このアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ
回路１０と、各種制御を行うＣＰＵ１１と、脈波伝播時
間又は脈波伝播速度や血圧等を表示する表示部１２と、
親機Ｂとの間でデータを送受するためのＩ／Ｏポート１
３と、電源ＯＮ／ＯＦＦ等を行うための操作部１４とを
備える。
【００１１】親機Ｂは、身体Ｍの腕に巻付けられるカフ
（圧迫帯）２０と、カフ２０に一体に組み込まれたコロ
トコフ音マイク２０ａ（図３参照）と、カフ２０内の圧
力を検出する圧力センサ２１と、カフ２０を加圧するポ
ンプ２２と、カフ２０内を微速又は急速排気するための
コントロール弁２３と、マイク２０ａからの信号のノイ
ズを除去するフィルタ２４と、ノイズ除去信号を増幅す
るアンプ２５と、増幅されたアナログ信号をデジタル信
号に変換するＡ／Ｄ回路２６と、圧力センサ２１からの
信号のノイズを除去するフィルタ２７と、ノイズ除去の
アナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ回路２８
と、ポンプ２２を駆動するドライブ回路２９と、コント
ロール弁２３を駆動するドライブ回路３０と、各種制御
を行うＣＰＵ３１と、電源ＯＮ／ＯＦＦ等を行うための
操作部３２と、血圧値等を表示する表示部３３と、子機
Ａとの間でデータを送受するためのＩ／Ｏポート３４と
を備える。
（圧迫帯）２０と、カフ２０に一体に組み込まれたコロ
トコフ音マイク２０ａ（図３参照）と、カフ２０内の圧
力を検出する圧力センサ２１と、カフ２０を加圧するポ
ンプ２２と、カフ２０内を微速又は急速排気するための
コントロール弁２３と、マイク２０ａからの信号のノイ
ズを除去するフィルタ２４と、ノイズ除去信号を増幅す
るアンプ２５と、増幅されたアナログ信号をデジタル信
号に変換するＡ／Ｄ回路２６と、圧力センサ２１からの
信号のノイズを除去するフィルタ２７と、ノイズ除去の
アナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ回路２８
と、ポンプ２２を駆動するドライブ回路２９と、コント
ロール弁２３を駆動するドライブ回路３０と、各種制御
を行うＣＰＵ３１と、電源ＯＮ／ＯＦＦ等を行うための
操作部３２と、血圧値等を表示する表示部３３と、子機
Ａとの間でデータを送受するためのＩ／Ｏポート３４と
を備える。
【００１２】上記のように構成された血圧測定装置は、
脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値の関係式を推定
し、この関係式を用いて血圧値を算出するものである
が、次にその原理について説明する。ここでは、脈波伝
播時間（ＰＴＴ）と血圧値（ＢＰ）の関係式を算出する
ために、図３に示すように心電電極１，２、光電センサ
３及びカフ２０を身体Ｍに装着し、最高血圧より数十ｍ
ｍＨｇ以上加圧した後に徐々に減圧する過程において、
カフ圧ＰC 、コロトコフ音、心電図及び指尖部の光電脈
波を、それぞれ図１０に示すように検出したとする。コ
ロトコフ音が発生・消失する点のカフ圧をそれぞれ最高
血圧（ＳＹＳ）、最低血圧（ＤＩＡ）とする。カフ圧が
減圧する過程の心電図Ｒ波を検出し、そのときのカフ圧
値をＰn （ｎ＝０，１，２，・・・）に保存する。又、
心電図Ｒ波と同周期心拍出による指尖部の光電脈波の立
ち上がりとの時間差（脈波伝播時間）を検出し、これを
ｔn（ｎ＝０，１，２，・・・）に保存する。
脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値の関係式を推定
し、この関係式を用いて血圧値を算出するものである
が、次にその原理について説明する。ここでは、脈波伝
播時間（ＰＴＴ）と血圧値（ＢＰ）の関係式を算出する
ために、図３に示すように心電電極１，２、光電センサ
３及びカフ２０を身体Ｍに装着し、最高血圧より数十ｍ
ｍＨｇ以上加圧した後に徐々に減圧する過程において、
カフ圧ＰC 、コロトコフ音、心電図及び指尖部の光電脈
波を、それぞれ図１０に示すように検出したとする。コ
ロトコフ音が発生・消失する点のカフ圧をそれぞれ最高
血圧（ＳＹＳ）、最低血圧（ＤＩＡ）とする。カフ圧が
減圧する過程の心電図Ｒ波を検出し、そのときのカフ圧
値をＰn （ｎ＝０，１，２，・・・）に保存する。又、
心電図Ｒ波と同周期心拍出による指尖部の光電脈波の立
ち上がりとの時間差（脈波伝播時間）を検出し、これを
ｔn（ｎ＝０，１，２，・・・）に保存する。
【００１３】図１１に示すように、カフ圧ＰC と脈波伝
播時間ＰＴＴをそれぞれＸ軸、Ｙ軸とした平面上に（Ｐ
n ，ｔn ）（ｎ＝０，１，２，・・・）をプロットし、
ＰnがＤＩＡより小さいデータ列〔ここでは（Ｐ4 ，ｔ
4 ）以降のもの〕について一次回帰直線ｙ＝ａｘ＋ｂで
近似する。又、カフ圧が０ｍｍＨｇになるまで完全に排
気した後、上記の如く脈波伝播時間を検出し、それをｐ
ｔｔとする。
播時間ＰＴＴをそれぞれＸ軸、Ｙ軸とした平面上に（Ｐ
n ，ｔn ）（ｎ＝０，１，２，・・・）をプロットし、
ＰnがＤＩＡより小さいデータ列〔ここでは（Ｐ4 ，ｔ
4 ）以降のもの〕について一次回帰直線ｙ＝ａｘ＋ｂで
近似する。又、カフ圧が０ｍｍＨｇになるまで完全に排
気した後、上記の如く脈波伝播時間を検出し、それをｐ
ｔｔとする。
【００１４】図１２に示すように、血圧値ＢＰ（最高血
圧又は最低血圧）と脈波伝達時間ＰＴＴをそれぞれＸ
軸、Ｙ軸とすると、最高血圧値Ｘは、次の関係式（１）
から任意の脈波伝播時間Ｙについて算出することができ
る。 Ｙ−ｐｔｔ＝ＫSYS ・ａ・（Ｘ−ＳＹＳ） ・・・・・・・（１） （但し、ＫSYS は多数の実験データから平均によって得
られる定数である） 又、最低血圧値Ｘも同様に次の関係式（２）から算出さ
れる。
圧又は最低血圧）と脈波伝達時間ＰＴＴをそれぞれＸ
軸、Ｙ軸とすると、最高血圧値Ｘは、次の関係式（１）
から任意の脈波伝播時間Ｙについて算出することができ
る。 Ｙ−ｐｔｔ＝ＫSYS ・ａ・（Ｘ−ＳＹＳ） ・・・・・・・（１） （但し、ＫSYS は多数の実験データから平均によって得
られる定数である） 又、最低血圧値Ｘも同様に次の関係式（２）から算出さ
れる。
【００１５】 Ｙ−ｐｔｔ＝ＫDIA ・ａ・（Ｘ−ＤＩＡ） ・・・・・・・（２） （但し、ＫDIA は多数の実験データから平均によって得
られる定数である） 以上より、個人の血圧算出パラメータ（ＳＹＳ，ＤＩ
Ａ，ａ，ｐｔｔ）が決定した後は、図４のように子機Ａ
の心電電極１，２と光電センサ３のみを身体Ｍに装着し
て、脈波伝播時間を測定すれば、得られた脈波伝播時間
から上記関係式（１）、（２）を用いて最高血圧と最低
血圧が求められる。
られる定数である） 以上より、個人の血圧算出パラメータ（ＳＹＳ，ＤＩ
Ａ，ａ，ｐｔｔ）が決定した後は、図４のように子機Ａ
の心電電極１，２と光電センサ３のみを身体Ｍに装着し
て、脈波伝播時間を測定すれば、得られた脈波伝播時間
から上記関係式（１）、（２）を用いて最高血圧と最低
血圧が求められる。
【００１６】なお、脈波伝播速度と血圧値の関係式につ
いても上記と全く同様に算出すればよい。即ち、被測定
者の血管長（図３及び図４に示す例では心臓から光電セ
ンサ３までの長さ）をＬとすると、脈波伝播速度はＬ／
ＰＴＴと表される。従って、脈波伝播速度と血圧値の関
係式を算出する場合は、ＰＴＴを脈波伝播速度（Ｌ／Ｐ
ＴＴ）に置き換えればよい。
いても上記と全く同様に算出すればよい。即ち、被測定
者の血管長（図３及び図４に示す例では心臓から光電セ
ンサ３までの長さ）をＬとすると、脈波伝播速度はＬ／
ＰＴＴと表される。従って、脈波伝播速度と血圧値の関
係式を算出する場合は、ＰＴＴを脈波伝播速度（Ｌ／Ｐ
ＴＴ）に置き換えればよい。
【００１７】次に、上記血圧測定装置の全体動作のうち
血圧値と脈波伝播時間（ＰＴＴ）との関係式を算出する
具体的な手順を図５乃至図８のフロー図に従って説明す
る。測定に先立ち、子機Ａの心電電極１，２、光電セン
サ３、及び親機Ｂのカフ２０を図３のように身体Ｍの各
部位に装着しておく。その上で、まずＳＴ１にて、変数
（ｎ，ｉ）を初期化した後、カフ２０を加圧し（ＳＴ
２）、そのカフ圧を検出し（ＳＴ３）、カフ圧が最高血
圧値より数十ｍｍＨｇ高いと推測される目標カフ圧に達
したかを判定し（ＳＴ４）、カフ圧が目標カフ圧に達す
るまでＳＴ２〜ＳＴ４の処理を繰り返す。
血圧値と脈波伝播時間（ＰＴＴ）との関係式を算出する
具体的な手順を図５乃至図８のフロー図に従って説明す
る。測定に先立ち、子機Ａの心電電極１，２、光電セン
サ３、及び親機Ｂのカフ２０を図３のように身体Ｍの各
部位に装着しておく。その上で、まずＳＴ１にて、変数
（ｎ，ｉ）を初期化した後、カフ２０を加圧し（ＳＴ
２）、そのカフ圧を検出し（ＳＴ３）、カフ圧が最高血
圧値より数十ｍｍＨｇ高いと推測される目標カフ圧に達
したかを判定し（ＳＴ４）、カフ圧が目標カフ圧に達す
るまでＳＴ２〜ＳＴ４の処理を繰り返す。
【００１８】加圧が終了すると、心電図（ＥＣＧ）のＲ
波を検出し（ＳＴ５）、検出波がＲ波か否かを判定し
（ＳＴ６）、ＹｅｓならＲ波検出時のピーク時間をｔR
に記録する（ＳＴ７）と共に、その時のカフ圧をＰ
n （ｎ＝０，１，２，・・・）に記録する（ＳＴ８）。
ＳＴ６でＮｏの場合はＳＴ７とＳＴ８をスキップする。
ＳＴ９では、指尖部の光電脈波の立ち上がりを検出し、
検出脈波が立ち上がりか否かを判定し（ＳＴ１０）、Ｙ
ｅｓの場合はその立ち上がり時間をｔS に記録する（Ｓ
Ｔ１１）。そして、ｔS とｔR の時間差（ｔS −ｔR ）
を求め、これをｔn （ｎ＝０，１，２，・・・）に記録
し（ＳＴ１２）、ｎの値を１つインクリメントする（Ｓ
Ｔ１３）。ＳＴ１０でＮｏの場合は、ＳＴ１１〜ＳＴ１
３をスキップする。
波を検出し（ＳＴ５）、検出波がＲ波か否かを判定し
（ＳＴ６）、ＹｅｓならＲ波検出時のピーク時間をｔR
に記録する（ＳＴ７）と共に、その時のカフ圧をＰ
n （ｎ＝０，１，２，・・・）に記録する（ＳＴ８）。
ＳＴ６でＮｏの場合はＳＴ７とＳＴ８をスキップする。
ＳＴ９では、指尖部の光電脈波の立ち上がりを検出し、
検出脈波が立ち上がりか否かを判定し（ＳＴ１０）、Ｙ
ｅｓの場合はその立ち上がり時間をｔS に記録する（Ｓ
Ｔ１１）。そして、ｔS とｔR の時間差（ｔS −ｔR ）
を求め、これをｔn （ｎ＝０，１，２，・・・）に記録
し（ＳＴ１２）、ｎの値を１つインクリメントする（Ｓ
Ｔ１３）。ＳＴ１０でＮｏの場合は、ＳＴ１１〜ＳＴ１
３をスキップする。
【００１９】続いて、コロトコフ音（Ｋ音）を検出し
（ＳＴ１４）、検出音がＫ音か否かを判定し（ＳＴ１
５）、ＹｅｓならばＫ音検出時のカフ圧値をＰC に保存
する（ＳＴ１６）。ＳＴ１７では、Ｋ音が最初に検出さ
れたものかどうかを判定し、Ｙｅｓならその検出時のカ
フ圧ＰC をＳＹＳに記録し、それを最高血圧とする（Ｓ
Ｔ１８）。ＳＴ１５でＮｏの場合はＳＴ１６〜ＳＴ１８
を、ＳＴ１７でＮｏの場合はＳＴ１８をそれぞれスキッ
プする。
（ＳＴ１４）、検出音がＫ音か否かを判定し（ＳＴ１
５）、ＹｅｓならばＫ音検出時のカフ圧値をＰC に保存
する（ＳＴ１６）。ＳＴ１７では、Ｋ音が最初に検出さ
れたものかどうかを判定し、Ｙｅｓならその検出時のカ
フ圧ＰC をＳＹＳに記録し、それを最高血圧とする（Ｓ
Ｔ１８）。ＳＴ１５でＮｏの場合はＳＴ１６〜ＳＴ１８
を、ＳＴ１７でＮｏの場合はＳＴ１８をそれぞれスキッ
プする。
【００２０】その後、カフ圧が目標カフ圧（例えば１０
ｍｍＨｇ）まで下がったか確認し（ＳＴ１９）、未だの
ときは微速減圧して（ＳＴ２０）、カフ圧を検出し（Ｓ
Ｔ２１）、ＳＴ５〜ＳＴ１９までの処理を繰り返す。Ｓ
Ｔ１９でカフ圧が目標カフ圧に達していると、次のＳＴ
２２でその検出時のカフ圧ＰC をＤＩＡに記録し、それ
を最低血圧とする。
ｍｍＨｇ）まで下がったか確認し（ＳＴ１９）、未だの
ときは微速減圧して（ＳＴ２０）、カフ圧を検出し（Ｓ
Ｔ２１）、ＳＴ５〜ＳＴ１９までの処理を繰り返す。Ｓ
Ｔ１９でカフ圧が目標カフ圧に達していると、次のＳＴ
２２でその検出時のカフ圧ＰC をＤＩＡに記録し、それ
を最低血圧とする。
【００２１】ＳＴ２３，２４では、カフ圧Ｐi （ｉ＝
０，１，２，・・・）が最低血圧ＤＩＡより小さいかど
うかを判別する。即ち、最低血圧より低いカフ圧領域で
の（Ｐ n ，ｔn ）（ｎ＝０，１，２，・・・）のデータ
列を選択する。そして、カフ圧ＰC をＸ軸、脈波伝播時
間ＰＴＴをＹ軸とする平面上に（Ｐn ，ｔn ）のデータ
列をプロットする（ＳＴ２５）と共に、プロットした点
を一次回帰直線ｙ＝ａｘ＋ｂで近似し、その傾きａを算
出する（ＳＴ２６、図１１参照）。
０，１，２，・・・）が最低血圧ＤＩＡより小さいかど
うかを判別する。即ち、最低血圧より低いカフ圧領域で
の（Ｐ n ，ｔn ）（ｎ＝０，１，２，・・・）のデータ
列を選択する。そして、カフ圧ＰC をＸ軸、脈波伝播時
間ＰＴＴをＹ軸とする平面上に（Ｐn ，ｔn ）のデータ
列をプロットする（ＳＴ２５）と共に、プロットした点
を一次回帰直線ｙ＝ａｘ＋ｂで近似し、その傾きａを算
出する（ＳＴ２６、図１１参照）。
【００２２】次いで、カフ圧を０ｍｍＨｇまで急速排気
した（ＳＴ２７）後、心電図ＥＣＧのＲ波を検出し（Ｓ
Ｔ２８）、検出波がＲ波かどうか確認し（ＳＴ２９）、
Ｒ波検出時のピーク時間をｔR に記録する（ＳＴ３
０）。又、光電脈波の立ち上がりを検出し（ＳＴ３
１）、検出脈波が立ち上がりか確認し（ＳＴ３２）、そ
の立ち上がり時間をｔS に記録する（ＳＴ３３）。そし
て、ＳＴ３４で、ｔS とｔR の時間差（ｔS −ｔR ）を
求め、これをｐｔｔに記録する（ＳＴ３４）。ＳＴ３５
では、血圧値ＢＰ（最高血圧の場合）をＸ軸、脈波伝播
時間ＰＴＴをＹ軸とすると、次の関係式（校正式）
（３）が算出される（図１２参照）。
した（ＳＴ２７）後、心電図ＥＣＧのＲ波を検出し（Ｓ
Ｔ２８）、検出波がＲ波かどうか確認し（ＳＴ２９）、
Ｒ波検出時のピーク時間をｔR に記録する（ＳＴ３
０）。又、光電脈波の立ち上がりを検出し（ＳＴ３
１）、検出脈波が立ち上がりか確認し（ＳＴ３２）、そ
の立ち上がり時間をｔS に記録する（ＳＴ３３）。そし
て、ＳＴ３４で、ｔS とｔR の時間差（ｔS −ｔR ）を
求め、これをｐｔｔに記録する（ＳＴ３４）。ＳＴ３５
では、血圧値ＢＰ（最高血圧の場合）をＸ軸、脈波伝播
時間ＰＴＴをＹ軸とすると、次の関係式（校正式）
（３）が算出される（図１２参照）。
【００２３】 Ｙ−ｐｔｔ＝ＫSYS ・ａ・（Ｘ−ＳＹＳ） ・・・・・・・（３） （但し、ＫSYS は多数の実験データから平均によって得
られる定数である） 以上より、個人の血圧算出パラメータ（ＳＹＳ，ＤＩ
Ａ，ａ，ｐｔｔ）が決定するため、以後は図４のように
子機Ａの心電電極１，２と光電センサ３のみを身体Ｍに
装着して、脈波伝播時間を測定すれば、その脈波伝播時
間を用いて血圧値ＢＰと脈波伝播時間ＰＴＴの関係式か
ら血圧を算出できる。その算出手順を図９のフロー図に
従って説明する。まず、ＳＴ４１で心電図ＥＣＧのＲ波
を検出し、検出波がＲ波か確認し（ＳＴ４２）、Ｒ波検
出時のピーク時間をｔR に記録する（ＳＴ４３）。又、
ＳＴ４４で光電脈波の立ち上がりを検出し、検出脈波が
立ち上がりか確認し（ＳＴ４５）、その立ち上がり時間
をｔS に記録する（ＳＴ４６）。そして、ｔS とｔR の
時間差（ｔS −ｔR ）を求め、これをＹに記録する（Ｓ
Ｔ４７）。図５乃至図８のフロー図で示したように、既
に個人の血圧算出パラメータ（ＳＹＳ，ＤＩＡ，ａ，ｐ
ｔｔ）は算出されているので、ＳＴ４８で次式（４）に
実測された脈波伝播時間Ｙを代入すると、その時の血圧
値Ｘが算出される（最高血圧の場合）。
られる定数である） 以上より、個人の血圧算出パラメータ（ＳＹＳ，ＤＩ
Ａ，ａ，ｐｔｔ）が決定するため、以後は図４のように
子機Ａの心電電極１，２と光電センサ３のみを身体Ｍに
装着して、脈波伝播時間を測定すれば、その脈波伝播時
間を用いて血圧値ＢＰと脈波伝播時間ＰＴＴの関係式か
ら血圧を算出できる。その算出手順を図９のフロー図に
従って説明する。まず、ＳＴ４１で心電図ＥＣＧのＲ波
を検出し、検出波がＲ波か確認し（ＳＴ４２）、Ｒ波検
出時のピーク時間をｔR に記録する（ＳＴ４３）。又、
ＳＴ４４で光電脈波の立ち上がりを検出し、検出脈波が
立ち上がりか確認し（ＳＴ４５）、その立ち上がり時間
をｔS に記録する（ＳＴ４６）。そして、ｔS とｔR の
時間差（ｔS −ｔR ）を求め、これをＹに記録する（Ｓ
Ｔ４７）。図５乃至図８のフロー図で示したように、既
に個人の血圧算出パラメータ（ＳＹＳ，ＤＩＡ，ａ，ｐ
ｔｔ）は算出されているので、ＳＴ４８で次式（４）に
実測された脈波伝播時間Ｙを代入すると、その時の血圧
値Ｘが算出される（最高血圧の場合）。
【００２４】 Ｘ＝（Ｙ−ｐｔｔ）／（ＫSYS ・ａ）＋ＳＹＳ ・・・・・（４） （但し、ＫSYS は多数の実験データから平均によって得
られる定数である） 同様に最低血圧の場合は、次式（５）により求められ
る。 Ｘ＝（Ｙ−ｐｔｔ）／（ＫDIA ・ａ）＋ＤＩＡ ・・・・・（５） （但し、ＫDIA は多数の実験データから平均によって得
られる定数である） 上記実施例は、脈波伝播時間と血圧値の関係式を推定
し、その関係式を使用して脈波伝播時間から血圧値を算
出するものであるが、脈波伝播速度と血圧値の関係式を
推定し、その関係式を用いて脈波伝播速度から血圧値を
算出する場合も、上記実施例と全く同様の処理になる。
即ち、前記したように被測定者の血管長（上記実施例の
場合では、心臓から光電センサ３までの長さ）をＬとす
ると、脈波伝播速度はＬ／ＰＴＴと表されるため、脈波
伝播速度と血圧値の関係式を算出する場合は、ＰＴＴを
脈波伝播速度（Ｌ／ＰＴＴ）に置き換えることで、ＰＴ
Ｔ（脈波伝播時間）と血圧値の関係式を算出する場合と
全く同じ処理となる。
られる定数である） 同様に最低血圧の場合は、次式（５）により求められ
る。 Ｘ＝（Ｙ−ｐｔｔ）／（ＫDIA ・ａ）＋ＤＩＡ ・・・・・（５） （但し、ＫDIA は多数の実験データから平均によって得
られる定数である） 上記実施例は、脈波伝播時間と血圧値の関係式を推定
し、その関係式を使用して脈波伝播時間から血圧値を算
出するものであるが、脈波伝播速度と血圧値の関係式を
推定し、その関係式を用いて脈波伝播速度から血圧値を
算出する場合も、上記実施例と全く同様の処理になる。
即ち、前記したように被測定者の血管長（上記実施例の
場合では、心臓から光電センサ３までの長さ）をＬとす
ると、脈波伝播速度はＬ／ＰＴＴと表されるため、脈波
伝播速度と血圧値の関係式を算出する場合は、ＰＴＴを
脈波伝播速度（Ｌ／ＰＴＴ）に置き換えることで、ＰＴ
Ｔ（脈波伝播時間）と血圧値の関係式を算出する場合と
全く同じ処理となる。
【００２５】
【発明の効果】以上説明したように、本発明の血圧測定
装置は、脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値とか
ら、脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値の関係式を
推定する関係式推定手段と、前記関係式を使用して脈波
伝播時間又は脈波伝播速度から血圧値を算出する血圧値
算出手段とを特徴的に備えるため、次の効果を有する。 （１）運動負荷などによって血圧を変動（安静時より上
昇）させる必要がなく、被測定者に余計な負担を掛けず
に非常に簡便な血圧測定を行うことができる。 （２）被測定者の任意の状態で脈波伝播時間又は脈波伝
播速度と血圧値を一回同時測定するだけで両者の関係式
を推測でき、関係式が得られた後は、脈波伝播時間又は
脈波伝播速度を測定するだけで関係式から正確な血圧測
定を行うことができ、被測定者の負担も軽度である。
装置は、脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値とか
ら、脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値の関係式を
推定する関係式推定手段と、前記関係式を使用して脈波
伝播時間又は脈波伝播速度から血圧値を算出する血圧値
算出手段とを特徴的に備えるため、次の効果を有する。 （１）運動負荷などによって血圧を変動（安静時より上
昇）させる必要がなく、被測定者に余計な負担を掛けず
に非常に簡便な血圧測定を行うことができる。 （２）被測定者の任意の状態で脈波伝播時間又は脈波伝
播速度と血圧値を一回同時測定するだけで両者の関係式
を推測でき、関係式が得られた後は、脈波伝播時間又は
脈波伝播速度を測定するだけで関係式から正確な血圧測
定を行うことができ、被測定者の負担も軽度である。
【図１】一実施例に係る血圧測定装置の子機の構成を示
すブロック図である。
すブロック図である。
【図２】同実施例に係る血圧測定装置の親機の構成を示
すブロック図である。
すブロック図である。
【図３】同実施例に係る血圧測定装置において、脈波伝
播時間（又は脈波伝播速度）と血圧値の関係式を算出す
るに際し装置の一部を身体に装着した場合の図である。
播時間（又は脈波伝播速度）と血圧値の関係式を算出す
るに際し装置の一部を身体に装着した場合の図である。
【図４】同実施例に係る血圧測定装置において、実際に
血圧測定を行うに際し装置の一部を身体に装着した場合
の図である。
血圧測定を行うに際し装置の一部を身体に装着した場合
の図である。
【図５】同実施例に係る血圧測定装置において、脈波伝
播時間（又は脈波伝播速度）と血圧値の関係式を算出す
る手順を示すフロー図である。
播時間（又は脈波伝播速度）と血圧値の関係式を算出す
る手順を示すフロー図である。
【図６】図５に続くフロー図である。
【図７】図６に続くフロー図である。
【図８】図７に続くフロー図である。
【図９】同実施例に係る血圧測定装置において、血圧値
を算出する手順を示すフロー図である。
を算出する手順を示すフロー図である。
【図１０】脈波伝播時間と血圧値の関係式を算出する際
に検出される生体信号の関係を示す図である。
に検出される生体信号の関係を示す図である。
【図１１】各カフ圧における脈波伝播時間の関係を示す
図である。
図である。
【図１２】脈波伝播時間と血圧値の関係式（校正式）を
示す図である。
示す図である。
【図１３】従来例に係る血圧測定装置の全体動作を示す
フロー図である。
フロー図である。
【図１４】同従来例に係る血圧測定装置における脈波伝
播時間と血圧との関係を示す図である。
播時間と血圧との関係を示す図である。
１，２ 心電電極 ３ 光電センサ ２０ カフ ２０ａ コロトコフ音マイク Ａ 子機 Ｂ 親機
Claims (3)
- 【請求項１】心拍に同期した生体上の脈動信号を検出す
る複数個の脈動検出手段と、この脈動検出手段の検出信
号間の位相差から脈波伝播時間又は脈波伝播速度を算出
する算出手段と、生体部を加圧するための圧迫帯と、こ
の圧迫帯の圧力を制御する圧力制御手段と、前記圧迫帯
の圧力を検出する圧力検出手段と、血圧を測定する血圧
測定（Riva-Rocci法）手段とを備える血圧測定装置にお
いて、 前記複数個の脈動検出手段で検出している動脈血管部と
心臓を結ぶ複数の血管路のいずれか１つの血管路が通っ
ている生体部の外圧を前記圧迫帯によって変化させたと
きの脈波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値とから、脈
波伝播時間又は脈波伝播速度と血圧値の関係式を推定す
る関係式推定手段と、前記関係式を使用して脈波伝播時
間又は脈波伝播速度から血圧値を算出する血圧値算出手
段とを備えることを特徴とする血圧測定装置。 - 【請求項２】前記複数個の脈動検出手段は、その１つが
心電位検出手段であることを特徴とする請求項１記載の
血圧測定装置。 - 【請求項３】前記脈動検出手段、前記算出手段及び前記
血圧値算出手段を有する部分と、前記圧力制御手段、前
記圧力検出手段及び前記血圧測定手段を有する部分とか
らなり、両部分はそれぞれ独立して機能し血圧を算出す
ることを特徴とする請求項１又は請求項２記載の血圧測
定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6105623A JPH07308295A (ja) | 1994-05-19 | 1994-05-19 | 血圧測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6105623A JPH07308295A (ja) | 1994-05-19 | 1994-05-19 | 血圧測定装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07308295A true JPH07308295A (ja) | 1995-11-28 |
Family
ID=14412622
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6105623A Pending JPH07308295A (ja) | 1994-05-19 | 1994-05-19 | 血圧測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07308295A (ja) |
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0956813A1 (en) | 1998-05-12 | 1999-11-17 | Colin Corporation | Blood pressure estimating apparatus |
| US6036651A (en) * | 1998-05-12 | 2000-03-14 | Colin Corporation | Blood pressure estimating apparatus and method |
| US6036652A (en) * | 1998-05-12 | 2000-03-14 | Colin Corporation | Blood pressure estimating apparatus and method |
| EP0997103A1 (en) | 1998-10-29 | 2000-05-03 | Colin Corporation | Non-invasive and continuous blood-pressure estimation apparatus |
| US6527725B1 (en) | 2001-01-25 | 2003-03-04 | Colin Corporation | Blood pressure estimating apparatus |
| KR100756875B1 (ko) * | 2005-10-21 | 2007-09-07 | 재단법인서울대학교산학협력재단 | 무구속 맥파 전달시간 및 속도측정을 이용하여 혈압의추정이 가능한 변기 시스템 |
| US7565192B2 (en) | 2004-10-21 | 2009-07-21 | Hitachi, Ltd. | Biological optical measurement system |
| WO2019021649A1 (ja) * | 2017-07-26 | 2019-01-31 | オムロンヘルスケア株式会社 | 測定装置、および測定方法 |
| JP2022524186A (ja) * | 2019-03-06 | 2022-04-28 | チャームケア・カンパニー・リミテッド | 血圧測定システム及びそれを利用した血圧測定方法 |
| JP2023070697A (ja) * | 2021-11-10 | 2023-05-22 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧推定装置及び校正方法 |
| JP2024540009A (ja) * | 2021-10-26 | 2024-10-31 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 対象者の血圧を監視する際に使用する、血圧サロゲートを校正するデバイス、システム、及び方法 |
| US12484792B2 (en) | 2021-01-27 | 2025-12-02 | Denso Corporation | Biological information detector |
-
1994
- 1994-05-19 JP JP6105623A patent/JPH07308295A/ja active Pending
Cited By (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0956813A1 (en) | 1998-05-12 | 1999-11-17 | Colin Corporation | Blood pressure estimating apparatus |
| US6027455A (en) * | 1998-05-12 | 2000-02-22 | Colin Corporation | Blood pressure estimating apparatus and method |
| US6036651A (en) * | 1998-05-12 | 2000-03-14 | Colin Corporation | Blood pressure estimating apparatus and method |
| US6036652A (en) * | 1998-05-12 | 2000-03-14 | Colin Corporation | Blood pressure estimating apparatus and method |
| EP0997103A1 (en) | 1998-10-29 | 2000-05-03 | Colin Corporation | Non-invasive and continuous blood-pressure estimation apparatus |
| US6186953B1 (en) | 1998-10-29 | 2001-02-13 | Colin Corporation | Non-invasive and continuous blood-pressure estimation apparatus |
| US6527725B1 (en) | 2001-01-25 | 2003-03-04 | Colin Corporation | Blood pressure estimating apparatus |
| US7565192B2 (en) | 2004-10-21 | 2009-07-21 | Hitachi, Ltd. | Biological optical measurement system |
| KR100756875B1 (ko) * | 2005-10-21 | 2007-09-07 | 재단법인서울대학교산학협력재단 | 무구속 맥파 전달시간 및 속도측정을 이용하여 혈압의추정이 가능한 변기 시스템 |
| WO2019021649A1 (ja) * | 2017-07-26 | 2019-01-31 | オムロンヘルスケア株式会社 | 測定装置、および測定方法 |
| JP2019024602A (ja) * | 2017-07-26 | 2019-02-21 | オムロンヘルスケア株式会社 | 測定装置、および測定方法 |
| JP2022524186A (ja) * | 2019-03-06 | 2022-04-28 | チャームケア・カンパニー・リミテッド | 血圧測定システム及びそれを利用した血圧測定方法 |
| US12484792B2 (en) | 2021-01-27 | 2025-12-02 | Denso Corporation | Biological information detector |
| JP2024540009A (ja) * | 2021-10-26 | 2024-10-31 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 対象者の血圧を監視する際に使用する、血圧サロゲートを校正するデバイス、システム、及び方法 |
| JP2023070697A (ja) * | 2021-11-10 | 2023-05-22 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧推定装置及び校正方法 |
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