JPH08308808A - 自動血圧測定装置および血圧測定方法 - Google Patents
自動血圧測定装置および血圧測定方法Info
- Publication number
- JPH08308808A JPH08308808A JP8020641A JP2064196A JPH08308808A JP H08308808 A JPH08308808 A JP H08308808A JP 8020641 A JP8020641 A JP 8020641A JP 2064196 A JP2064196 A JP 2064196A JP H08308808 A JPH08308808 A JP H08308808A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pressure
- compression band
- blood pressure
- target
- decompression
- 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.)
- Granted
Links
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 title claims abstract description 46
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 36
- 239000008280 blood Substances 0.000 title 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 title 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 claims abstract description 10
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 claims abstract description 6
- 230000006835 compression Effects 0.000 claims description 84
- 238000007906 compression Methods 0.000 claims description 84
- 230000006837 decompression Effects 0.000 claims description 30
- 238000009530 blood pressure measurement Methods 0.000 claims description 25
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 18
- 230000008602 contraction Effects 0.000 claims description 14
- 230000035488 systolic blood pressure Effects 0.000 claims description 10
- 230000004872 arterial blood pressure Effects 0.000 claims description 8
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 8
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 7
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 47
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 6
- 230000008859 change Effects 0.000 description 5
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 4
- 238000013178 mathematical model Methods 0.000 description 4
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 3
- 206010020772 Hypertension Diseases 0.000 description 2
- 230000035487 diastolic blood pressure Effects 0.000 description 2
- 230000001631 hypertensive effect Effects 0.000 description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 230000001141 propulsive effect Effects 0.000 description 2
- 230000035485 pulse pressure Effects 0.000 description 2
- 206010039897 Sedation Diseases 0.000 description 1
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 1
- 210000002302 brachial artery Anatomy 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 230000008030 elimination Effects 0.000 description 1
- 238000003379 elimination reaction Methods 0.000 description 1
- 230000001747 exhibiting effect Effects 0.000 description 1
- 230000003534 oscillatory effect Effects 0.000 description 1
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 230000036280 sedation Effects 0.000 description 1
- 238000010561 standard procedure Methods 0.000 description 1
- 210000005166 vasculature Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
- A61B5/02225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the oscillometric method
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
- A61B5/0225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers the pressure being controlled by electric signals, e.g. derived from Korotkoff sounds
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Physiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 圧迫帯の段階加圧や段階減圧の後に生じる、
エア効果（air effect）と呼ばれる圧迫帯圧の緩慢な上
昇や下降により、時限時間の広い範囲を振動群の検出に
用いることが不可能となり、広い範囲を使用すると血圧
の決定に誤差を生じる。 【解決手段】 血圧測定を段階減圧により行う場合に
は、まず圧迫帯を患者の見積もられた収縮期圧以上の圧
力に前記圧迫帯を加圧膨張させ、そこから血圧振動検出
を行うために段階的に設定された各目的圧力に圧迫帯を
減圧収縮させてゆく際に、目的圧力まで直接圧迫帯を減
圧させず、まず目的圧力より低い圧力に減圧し、短い待
ち時間の間待ち、それから目的圧力まで加圧する。ま
た、血圧測定を段階加圧により行う場合には、上記行程
を逆に行う。
エア効果（air effect）と呼ばれる圧迫帯圧の緩慢な上
昇や下降により、時限時間の広い範囲を振動群の検出に
用いることが不可能となり、広い範囲を使用すると血圧
の決定に誤差を生じる。 【解決手段】 血圧測定を段階減圧により行う場合に
は、まず圧迫帯を患者の見積もられた収縮期圧以上の圧
力に前記圧迫帯を加圧膨張させ、そこから血圧振動検出
を行うために段階的に設定された各目的圧力に圧迫帯を
減圧収縮させてゆく際に、目的圧力まで直接圧迫帯を減
圧させず、まず目的圧力より低い圧力に減圧し、短い待
ち時間の間待ち、それから目的圧力まで加圧する。ま
た、血圧測定を段階加圧により行う場合には、上記行程
を逆に行う。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は自動血圧測定に関
し、特に、空気入り圧迫帯（cuff）を用いて患者に対し
脈圧測定を行なう自動血圧測定装置および血圧測定方法
に関するものである。
し、特に、空気入り圧迫帯（cuff）を用いて患者に対し
脈圧測定を行なう自動血圧測定装置および血圧測定方法
に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】脈圧測定を行う自動血圧測定装置におい
ては、加圧膨張し得る圧迫帯（cuff）を使用して患者の
脈管構造に制御した対圧をかける。その自動血圧測定装
置（モニタ）の一つの大きな部類は、Maynard Ramsey,I
IIと本発明と共通して譲渡された米国特許第４，３４
９，０３４号と第４，３６０，０２９号に記載された部
類に例示されており、オシロメータの原理を用いる。Ra
msey特許によれば、加圧膨張し得る圧迫帯を患者の手足
に適当に巻き付け収縮期圧（最高血圧）以上の所定の圧
力まで空気を注入する。次に、圧迫帯圧を所定量ずつ下
げてゆき、そして各レベルで圧力変動をモニタする。
ては、加圧膨張し得る圧迫帯（cuff）を使用して患者の
脈管構造に制御した対圧をかける。その自動血圧測定装
置（モニタ）の一つの大きな部類は、Maynard Ramsey,I
IIと本発明と共通して譲渡された米国特許第４，３４
９，０３４号と第４，３６０，０２９号に記載された部
類に例示されており、オシロメータの原理を用いる。Ra
msey特許によれば、加圧膨張し得る圧迫帯を患者の手足
に適当に巻き付け収縮期圧（最高血圧）以上の所定の圧
力まで空気を注入する。次に、圧迫帯圧を所定量ずつ下
げてゆき、そして各レベルで圧力変動をモニタする。
【０００３】その測定出力信号は、動脈血圧の拍動によ
り生じた小さな変動成分（この明細書では“振動群（os
cillation complexes ）”あるいは単に“振動（oscill
ations）”と称する）が、直流電圧上に重ねられた形の
ものである。直流成分を除き、増幅するために適当なフ
ィルターを施した後、所定の基線上のピークパルス振幅
（ＰＰＡ）を測定し、記録する。上記圧迫帯圧を下げ続
けるにつれて、ピーク振幅は通常低レベルから相対最大
値に増大し、そして減少する。これらのピーク振幅の集
合は全体で患者の脈拍振動測定のエンベロープ（envelo
pe）を形成する。振動が最大値をとる中での最低圧迫帯
圧は、平均動脈圧（“ＭＡＰ”）を表すことが分かって
いる。心臓の収縮期圧と拡張期圧はＭＡＰを構成する所
定の一部としてか、あるいは振動群を直接処理するより
高性能な方法によってもたらされる。
り生じた小さな変動成分（この明細書では“振動群（os
cillation complexes ）”あるいは単に“振動（oscill
ations）”と称する）が、直流電圧上に重ねられた形の
ものである。直流成分を除き、増幅するために適当なフ
ィルターを施した後、所定の基線上のピークパルス振幅
（ＰＰＡ）を測定し、記録する。上記圧迫帯圧を下げ続
けるにつれて、ピーク振幅は通常低レベルから相対最大
値に増大し、そして減少する。これらのピーク振幅の集
合は全体で患者の脈拍振動測定のエンベロープ（envelo
pe）を形成する。振動が最大値をとる中での最低圧迫帯
圧は、平均動脈圧（“ＭＡＰ”）を表すことが分かって
いる。心臓の収縮期圧と拡張期圧はＭＡＰを構成する所
定の一部としてか、あるいは振動群を直接処理するより
高性能な方法によってもたらされる。
【０００４】Ramseyに示された段階的な減圧法は、一般
標準的な操作法である。臨床的に受け入れられる自動血
圧モニタの多くは、その段階的な減圧法を利用する。従
って、この段階的な減圧期間を最少にして患者の不快を
最少にするように継続的に多くの開発がなされてきた。
例えば、Frankenreiter による米国特許第４，９２６，
８７３号では、測定サイクルの減圧刻みの大きさは、先
の測定サイクルで測定された患者の実際の血圧に従っ
て、測定毎に調節する。これにより測定サイクルの時間
を最少にすることができる。というのは高血圧の患者に
対して余分な行程がなくなり、より高精度の測定を高血
圧の患者に対して行なえるからである。しかし、一つの
測定サイクル中では各減圧段階の持続時間は一定として
いる。
標準的な操作法である。臨床的に受け入れられる自動血
圧モニタの多くは、その段階的な減圧法を利用する。従
って、この段階的な減圧期間を最少にして患者の不快を
最少にするように継続的に多くの開発がなされてきた。
例えば、Frankenreiter による米国特許第４，９２６，
８７３号では、測定サイクルの減圧刻みの大きさは、先
の測定サイクルで測定された患者の実際の血圧に従っ
て、測定毎に調節する。これにより測定サイクルの時間
を最少にすることができる。というのは高血圧の患者に
対して余分な行程がなくなり、より高精度の測定を高血
圧の患者に対して行なえるからである。しかし、一つの
測定サイクル中では各減圧段階の持続時間は一定として
いる。
【０００５】一方、Medero らによる米国特許第４，５
４３，９６２号と、Nelson らによる米国特許第４，８
８９，１３３号と、 Dorsettらによる米国特許第４，９
４９，７１０号では、振動群の検出と処理に必要な特定
の測定サイクル内の各減圧段階の時間を最少にするた
め、信号処理技術を用いる。それらの方式では専ら、各
圧力レベルで振動群を探すための固定した“時限時間
（timeout period）”を使用しており、一つ以上の適当
な振動群を検出するか、“時限”に到達した時点で次の
圧力レベルに進む。
４３，９６２号と、Nelson らによる米国特許第４，８
８９，１３３号と、 Dorsettらによる米国特許第４，９
４９，７１０号では、振動群の検出と処理に必要な特定
の測定サイクル内の各減圧段階の時間を最少にするた
め、信号処理技術を用いる。それらの方式では専ら、各
圧力レベルで振動群を探すための固定した“時限時間
（timeout period）”を使用しており、一つ以上の適当
な振動群を検出するか、“時限”に到達した時点で次の
圧力レベルに進む。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
血圧測定法においては、段階減圧・加圧を用いる振動血
圧測定において“エア効果（air effect)” として知ら
れる問題によって、時限時間の全体を振動群の検出に用
いることが不可能であるという課題が存在する。“エア
効果”は、圧迫帯を段階的に加圧・減圧することにより
生じる圧迫帯圧の緩慢な上昇または下降のことである。
エア効果は圧迫帯中に急な圧力変化が起こり圧力が速や
かに安定することができないときに起こる。エア効果の
原因としては、例えば圧迫帯内の空気の圧力が変化した
際の圧迫帯内の空気の熱的変動や、圧迫帯の生地の材質
的特徴など、多種の異なった原因が存在する。
血圧測定法においては、段階減圧・加圧を用いる振動血
圧測定において“エア効果（air effect)” として知ら
れる問題によって、時限時間の全体を振動群の検出に用
いることが不可能であるという課題が存在する。“エア
効果”は、圧迫帯を段階的に加圧・減圧することにより
生じる圧迫帯圧の緩慢な上昇または下降のことである。
エア効果は圧迫帯中に急な圧力変化が起こり圧力が速や
かに安定することができないときに起こる。エア効果の
原因としては、例えば圧迫帯内の空気の圧力が変化した
際の圧迫帯内の空気の熱的変動や、圧迫帯の生地の材質
的特徴など、多種の異なった原因が存在する。
【０００７】一般的に、エア効果は圧迫帯の下で動脈が
起こす小さな拍動の強度を変化させてしまう障害をな
す。その結果、段階加圧や段階減圧の後には、エア効果
を沈静化させるために、次の心臓周期まで血圧振動の検
出ができないこととなる。もし、エア効果が沈静化する
に必要な時間を与えなかったとすれば、血圧振動の振幅
は大きくまたは小さく見積もられることとなり、血圧の
決定に誤差を生じる結果となる。
起こす小さな拍動の強度を変化させてしまう障害をな
す。その結果、段階加圧や段階減圧の後には、エア効果
を沈静化させるために、次の心臓周期まで血圧振動の検
出ができないこととなる。もし、エア効果が沈静化する
に必要な時間を与えなかったとすれば、血圧振動の振幅
は大きくまたは小さく見積もられることとなり、血圧の
決定に誤差を生じる結果となる。
【０００８】血圧エンベロープの分析の速度が向上する
につれて、血圧測定にかかる全体時間を減少して患者の
快適さを向上するために大きな減圧・加圧幅を用いるこ
とが可能となる。しかし、大きな減圧・加圧幅には大き
なエア効果が伴い、逆に各圧力段階において長い測定時
間を要することとなる。その結果、大きな減圧・加圧幅
による利点は、各圧力段階において振動群を検知するた
めに必要とされる時間の増加により、幾分打ち消された
形となっている。
につれて、血圧測定にかかる全体時間を減少して患者の
快適さを向上するために大きな減圧・加圧幅を用いるこ
とが可能となる。しかし、大きな減圧・加圧幅には大き
なエア効果が伴い、逆に各圧力段階において長い測定時
間を要することとなる。その結果、大きな減圧・加圧幅
による利点は、各圧力段階において振動群を検知するた
めに必要とされる時間の増加により、幾分打ち消された
形となっている。
【０００９】この発明は上記のような課題を解決するた
めになされたもので、“エア効果”を最小にしてエア効
果が沈静化するに必要な時間を短縮することを第１の目
的とする。
めになされたもので、“エア効果”を最小にしてエア効
果が沈静化するに必要な時間を短縮することを第１の目
的とする。
【００１０】また、この発明は、振動血圧測定の間に脈
拍振幅が過大にまたは過小に見積もられることを防止す
ることを目的とする。
拍振幅が過大にまたは過小に見積もられることを防止す
ることを目的とする。
【００１１】さらに、この発明は、振動血圧測定におい
て大きな減圧幅が用いられた場合においても“エア効
果”によって生じる誤差を最小にすることを目的とす
る。
て大きな減圧幅が用いられた場合においても“エア効
果”によって生じる誤差を最小にすることを目的とす
る。
【００１２】
【課題を解決するための手段】上記目的は、血圧測定を
段階減圧により行う場合には、圧迫帯を上位の圧力から
目的圧力よりさらに低い圧力まで減圧し、短い待ち時間
の間待って、目的圧力まで加圧し戻すようにして、エア
効果を実質的に排除することのできる本発明による自動
血圧測定装置により達成された。なお、段階加圧に適用
する場合には当然、上記行程が逆に行われる。
段階減圧により行う場合には、圧迫帯を上位の圧力から
目的圧力よりさらに低い圧力まで減圧し、短い待ち時間
の間待って、目的圧力まで加圧し戻すようにして、エア
効果を実質的に排除することのできる本発明による自動
血圧測定装置により達成された。なお、段階加圧に適用
する場合には当然、上記行程が逆に行われる。
【００１３】段階加圧や段階減圧の後に沈静化するエア
効果を引き起こす推進力は、圧力の段階変化の大きさに
比例し、従って、本発明の方法において圧迫帯が目的圧
力に加圧または減圧される直前の待ち時間の間において
最も大きい。
効果を引き起こす推進力は、圧力の段階変化の大きさに
比例し、従って、本発明の方法において圧迫帯が目的圧
力に加圧または減圧される直前の待ち時間の間において
最も大きい。
【００１４】本発明の方法においては、目的圧力に到達
すると、残留するエア効果は待ち時間後の加・減圧によ
り生じた付加的なエア効果により打ち消されて、エア効
果はより早く沈静化するか、または完全に排除される。
すると、残留するエア効果は待ち時間後の加・減圧によ
り生じた付加的なエア効果により打ち消されて、エア効
果はより早く沈静化するか、または完全に排除される。
【００１５】この発明の技術は、エア効果が最も顕著に
出やすい２０ｍｍＨｇやそれ以上の大きな幅の加圧や減
圧において好ましく用いられるが、小さな幅の加圧や減
圧にも同様に用いることが可能である。
出やすい２０ｍｍＨｇやそれ以上の大きな幅の加圧や減
圧において好ましく用いられるが、小さな幅の加圧や減
圧にも同様に用いることが可能である。
【００１６】また、この発明の技術は、エア効果の数学
的モデルを決定し、この数学的モデルを血圧測定に同時
に運用し、算術的にエア効果を打ち消すというように、
数学的な実施を行うことも可能である。
的モデルを決定し、この数学的モデルを血圧測定に同時
に運用し、算術的にエア効果を打ち消すというように、
数学的な実施を行うことも可能である。
【００１７】
【発明の実施の形態】以下、この発明の実施の一形態を
説明する。 実施の形態１．上記目的を満足し、本発明の目下好まし
い典型的な実施態様により他の有益な特徴を与える装置
と方法を図１ないし図４を参照して以下説明する。それ
らの図に関する本明細書中の説明は説明の目的のためだ
けであり、本発明の範囲を何ら限定するものではないと
当業者は容易に分かるはずである。従って、本発明の範
囲に関する全ての疑義は添付特許請求の範囲を参照すれ
ば解決されるはずである。
説明する。 実施の形態１．上記目的を満足し、本発明の目下好まし
い典型的な実施態様により他の有益な特徴を与える装置
と方法を図１ないし図４を参照して以下説明する。それ
らの図に関する本明細書中の説明は説明の目的のためだ
けであり、本発明の範囲を何ら限定するものではないと
当業者は容易に分かるはずである。従って、本発明の範
囲に関する全ての疑義は添付特許請求の範囲を参照すれ
ば解決されるはずである。
【００１８】米国特許第４，３６０，０２９号では、Ra
mseyがオシロメータの血圧モニタ装置を非常に詳細に記
載している。その装置に本発明の原理を有効に適用する
ことができる。Ramseyの’０２９号特許の記載を本明細
書に参考に供した。以下図１の説明は、その装置の動作
の簡単な要約である。
mseyがオシロメータの血圧モニタ装置を非常に詳細に記
載している。その装置に本発明の原理を有効に適用する
ことができる。Ramseyの’０２９号特許の記載を本明細
書に参考に供した。以下図１の説明は、その装置の動作
の簡単な要約である。
【００１９】図１に、十分に加圧膨張した場合に上腕の
動脈を塞ぐ従来の加圧膨張し且つ減圧収縮可能な柔軟な
圧迫帯（cuff）１０１を着けた人間の腕１００を示す。
圧迫帯１０１を、排気管１０３を備えた減圧弁１０２
（減圧収縮手段）を用いて減圧収縮するにつれ、動脈の
閉塞が徐々に軽減される。以下、より詳細に説明するよ
うに、減圧弁１０２による圧迫帯１０１の減圧収縮を、
コントロールライン１０４を介したマイクロプロセッサ
ー１０８（制御手段）で制御する。
動脈を塞ぐ従来の加圧膨張し且つ減圧収縮可能な柔軟な
圧迫帯（cuff）１０１を着けた人間の腕１００を示す。
圧迫帯１０１を、排気管１０３を備えた減圧弁１０２
（減圧収縮手段）を用いて減圧収縮するにつれ、動脈の
閉塞が徐々に軽減される。以下、より詳細に説明するよ
うに、減圧弁１０２による圧迫帯１０１の減圧収縮を、
コントロールライン１０４を介したマイクロプロセッサ
ー１０８（制御手段）で制御する。
【００２０】圧迫帯１０１中の圧力を検出するために圧
力変換器１０５（圧迫帯圧検出手段）を圧迫帯１０１に
接続した導管（ダクト）１０６に連結する。従来のオシ
ロメータ技術に従って、動脈内の圧力振動（拍動）を圧
迫帯１０１の対圧変化で検出し、これらの拍動を圧力変
換器１０５で電気信号に変え、処理のためにパス１０７
を介してマイクロプロセッサー１０８に伝える。更に、
加圧空気源１０９（加圧膨張手段）を、導管１１０を通
し、加圧弁１１１（加圧膨張手段）と導管１１２を介し
て圧迫帯１０１に接続する。加圧弁１１１をマイクロプ
ロセッサー１０８からの結線１１３を介して制御する。
最後に、圧迫帯１０１に連通する導管１１２を、分岐結
線１１５と導管１１４により減圧弁１０２に接続する。
力変換器１０５（圧迫帯圧検出手段）を圧迫帯１０１に
接続した導管（ダクト）１０６に連結する。従来のオシ
ロメータ技術に従って、動脈内の圧力振動（拍動）を圧
迫帯１０１の対圧変化で検出し、これらの拍動を圧力変
換器１０５で電気信号に変え、処理のためにパス１０７
を介してマイクロプロセッサー１０８に伝える。更に、
加圧空気源１０９（加圧膨張手段）を、導管１１０を通
し、加圧弁１１１（加圧膨張手段）と導管１１２を介し
て圧迫帯１０１に接続する。加圧弁１１１をマイクロプ
ロセッサー１０８からの結線１１３を介して制御する。
最後に、圧迫帯１０１に連通する導管１１２を、分岐結
線１１５と導管１１４により減圧弁１０２に接続する。
【００２１】本発明の原理の見地からすれば、血圧デー
タを作り、人工データを任意に除くためにマイクロプロ
セッサー１０８により圧力変換器１０５から発信された
信号の処理は、従来技術である上記引用のRamseyの'０
２９号特許と'０３４号特許の教示に従って行なうこと
ができる。また、血圧は以下の特許の教示に従って測定
される。その特許は、Mederoらの米国特許第４，５４
３，９６２号と、Mederoの米国特許第４，５４６，７７
５号と、Hood,Jr.らの米国特許第４，４６１，２６６号
と、Ramsey，IIIらの米国特許第４，６３８，８１０号
と、Ramsey，IIIらの米国特許第４，７５４，７６１号
と、 Ramsey，IIIらの米国特許第５，１７０，７９５号
と、 Ramsey，IIIらの米国特許第５，０５２，３９７号
であり、それら全ての特許は、共通に譲渡されており、
その特許の記載を参照した。いずれにしても、血圧測定
を人工のデータでなく実際の血圧データを用いて行なう
ように各レベルで受けた振動群の特質を判断するために
知られたあらゆる技術を使用することが望ましい。
タを作り、人工データを任意に除くためにマイクロプロ
セッサー１０８により圧力変換器１０５から発信された
信号の処理は、従来技術である上記引用のRamseyの'０
２９号特許と'０３４号特許の教示に従って行なうこと
ができる。また、血圧は以下の特許の教示に従って測定
される。その特許は、Mederoらの米国特許第４，５４
３，９６２号と、Mederoの米国特許第４，５４６，７７
５号と、Hood,Jr.らの米国特許第４，４６１，２６６号
と、Ramsey，IIIらの米国特許第４，６３８，８１０号
と、Ramsey，IIIらの米国特許第４，７５４，７６１号
と、 Ramsey，IIIらの米国特許第５，１７０，７９５号
と、 Ramsey，IIIらの米国特許第５，０５２，３９７号
であり、それら全ての特許は、共通に譲渡されており、
その特許の記載を参照した。いずれにしても、血圧測定
を人工のデータでなく実際の血圧データを用いて行なう
ように各レベルで受けた振動群の特質を判断するために
知られたあらゆる技術を使用することが望ましい。
【００２２】図１を参照した上記装置は、マイクロプロ
セッサー１０８のプログラムを除いてRamseyらの'０２
９号特許と'０３４号特許に記載された装置と略同じで
よい。従って、図１に示した装置の動作中、約８〜１０
p.s.i.（ポンド／平方インチ）の圧力の空気を加圧空気
源１０９で使用できる。血圧測定を開始したい場合、マ
イクロプロセッサー１０８はパス１１３を介して信号を
送り、加圧弁１１１を開け、減圧弁１０２を閉める。加
圧空気源１０９からの空気を加圧弁１１１と導管１１２
を介して送り、圧迫帯を所定のレベル、好ましくは、患
者の予想された心臓収縮期圧以上に加圧膨張させる。
セッサー１０８のプログラムを除いてRamseyらの'０２
９号特許と'０３４号特許に記載された装置と略同じで
よい。従って、図１に示した装置の動作中、約８〜１０
p.s.i.（ポンド／平方インチ）の圧力の空気を加圧空気
源１０９で使用できる。血圧測定を開始したい場合、マ
イクロプロセッサー１０８はパス１１３を介して信号を
送り、加圧弁１１１を開け、減圧弁１０２を閉める。加
圧空気源１０９からの空気を加圧弁１１１と導管１１２
を介して送り、圧迫帯を所定のレベル、好ましくは、患
者の予想された心臓収縮期圧以上に加圧膨張させる。
【００２３】圧力変換器１０５から発信されるパス１０
７を通る信号は圧迫帯１０１内の瞬間圧力を示してい
る。マイクロプロセッサー１０８は、これに反応して、
圧迫帯１０１内の圧力が患者の見積もられた心臓収縮期
圧以上の所定値になった時に、圧迫帯１０１の加圧膨張
を中断させる。この中断は、パス１１３を介して加圧弁
１１１を閉めるように指示する信号を送ることにより行
われる。一旦、加圧弁１１１を閉めてしまえば、所定の
減圧手順の開始によって血圧測定を行うことができる。
７を通る信号は圧迫帯１０１内の瞬間圧力を示してい
る。マイクロプロセッサー１０８は、これに反応して、
圧迫帯１０１内の圧力が患者の見積もられた心臓収縮期
圧以上の所定値になった時に、圧迫帯１０１の加圧膨張
を中断させる。この中断は、パス１１３を介して加圧弁
１１１を閉めるように指示する信号を送ることにより行
われる。一旦、加圧弁１１１を閉めてしまえば、所定の
減圧手順の開始によって血圧測定を行うことができる。
【００２４】上記のように、マイクロプロセッサー１０
８と減圧弁１０２の制御により、また圧力変換器１０５
で検出されるような実際の血圧測定は、上述の特許に記
載したような適当な全ての方法で行なうことができる。
各測定サイクルの完了時には、十分長く減圧弁１０２を
再開放して排気管１０３を介して空気を放出して圧迫帯
１０１の圧力を略完全に低下させることができる。その
後、新規の測定サイクルの開始時には、減圧弁１０２を
閉める。
８と減圧弁１０２の制御により、また圧力変換器１０５
で検出されるような実際の血圧測定は、上述の特許に記
載したような適当な全ての方法で行なうことができる。
各測定サイクルの完了時には、十分長く減圧弁１０２を
再開放して排気管１０３を介して空気を放出して圧迫帯
１０１の圧力を略完全に低下させることができる。その
後、新規の測定サイクルの開始時には、減圧弁１０２を
閉める。
【００２５】要約すれば、血圧測定を行なう場合、加圧
弁１１１を開け、一方、圧迫帯圧力が所定のレベルにな
る迄、その圧迫帯圧力を圧力変換器１０５で管理する。
次に、加圧弁１１１を閉める。その後、マイクロプロセ
ッサー１０８からの信号１０４を用いながら減圧弁１０
２を開け、そして血圧測定を行なう。この時点までは、
モニタは従来の方法で動作する。この発明は減圧収縮周
期の変形に関するものであり、その動作を特に図２ない
し図４を参照して説明する。
弁１１１を開け、一方、圧迫帯圧力が所定のレベルにな
る迄、その圧迫帯圧力を圧力変換器１０５で管理する。
次に、加圧弁１１１を閉める。その後、マイクロプロセ
ッサー１０８からの信号１０４を用いながら減圧弁１０
２を開け、そして血圧測定を行なう。この時点までは、
モニタは従来の方法で動作する。この発明は減圧収縮周
期の変形に関するものであり、その動作を特に図２ない
し図４を参照して説明する。
【００２６】典型的な自動血圧測定装置では、圧迫帯の
収縮動作を各々の段階につき通常約８ｍｍＨｇ等しく減
圧して行なう。従来技術の図２は、従来の非侵襲性血圧
（ＮＩＢＰ）モニタに対して用いられる、従来の圧迫帯
１０１の段階減圧と測定サイクルを示す時間対圧力のグ
ラフである。図２に示したように、圧迫帯１０１を心臓
の収縮期圧以上の圧力まで加圧し、次に、その圧迫帯１
０１を一段階につき約８ｍｍＨｇずつ等時間の段階毎に
減圧収縮する。時限時間ｄが全段階で与えられ、その時
限時間内で信号処理回路が上記の共通に譲渡された特許
に記された技術に従って振動群を探査する。時限時間ｄ
が過ぎれば、たとえ振動群を検出しなくとも圧迫帯１０
１の圧力を低下させる。
収縮動作を各々の段階につき通常約８ｍｍＨｇ等しく減
圧して行なう。従来技術の図２は、従来の非侵襲性血圧
（ＮＩＢＰ）モニタに対して用いられる、従来の圧迫帯
１０１の段階減圧と測定サイクルを示す時間対圧力のグ
ラフである。図２に示したように、圧迫帯１０１を心臓
の収縮期圧以上の圧力まで加圧し、次に、その圧迫帯１
０１を一段階につき約８ｍｍＨｇずつ等時間の段階毎に
減圧収縮する。時限時間ｄが全段階で与えられ、その時
限時間内で信号処理回路が上記の共通に譲渡された特許
に記された技術に従って振動群を探査する。時限時間ｄ
が過ぎれば、たとえ振動群を検出しなくとも圧迫帯１０
１の圧力を低下させる。
【００２７】この圧迫帯１０１の圧力を段階減少させて
振動群を探索する行程は、少なくともＭＡＰまたは振動
エンベロープ、もしくはその両方が決定されるまで継続
される。この血圧決定の全行程は所定の間隔をおいて繰
り返される。
振動群を探索する行程は、少なくともＭＡＰまたは振動
エンベロープ、もしくはその両方が決定されるまで継続
される。この血圧決定の全行程は所定の間隔をおいて繰
り返される。
【００２８】前述したように、圧迫帯１０１内において
急激な圧力変化が起こり圧力が速やかに安定することが
できない場合に生じる“エア効果”のため、時限時間ｄ
の全体を振動群の検出に用いることは不可能である。段
階加圧または段階減圧の後には、振動群が探索される前
に、エア効果が沈静化するための時間を置く必要があ
る。段階加圧による影響が沈静化するために必要な時間
は、加圧幅が大きくなるに従って増加する。図３に、２
０ｍｍＨｇの変化幅で圧力を変化させる際にエア効果を
最小にするこの発明による段階加圧・減圧操作を示す。
急激な圧力変化が起こり圧力が速やかに安定することが
できない場合に生じる“エア効果”のため、時限時間ｄ
の全体を振動群の検出に用いることは不可能である。段
階加圧または段階減圧の後には、振動群が探索される前
に、エア効果が沈静化するための時間を置く必要があ
る。段階加圧による影響が沈静化するために必要な時間
は、加圧幅が大きくなるに従って増加する。図３に、２
０ｍｍＨｇの変化幅で圧力を変化させる際にエア効果を
最小にするこの発明による段階加圧・減圧操作を示す。
【００２９】図３は、従来の血圧モニタで生じる上記
“エア効果”の弊害を最小にするように本発明の原理に
従って変形した血圧モニタの時間に対する圧力のグラフ
である。図３に示したように、圧迫帯１０１を心臓の収
縮期圧以上の圧力に加圧膨張させ、次に、比較的少ない
サンプルしか必要としない高速血圧測定のために、約２
０ｍｍＨｇずつ等しく低下させて圧迫帯１０１を減圧収
縮する。
“エア効果”の弊害を最小にするように本発明の原理に
従って変形した血圧モニタの時間に対する圧力のグラフ
である。図３に示したように、圧迫帯１０１を心臓の収
縮期圧以上の圧力に加圧膨張させ、次に、比較的少ない
サンプルしか必要としない高速血圧測定のために、約２
０ｍｍＨｇずつ等しく低下させて圧迫帯１０１を減圧収
縮する。
【００３０】この発明によれば、図３に示したように、
各々の段階減圧において圧迫帯１０１を目的圧力まで直
接に減圧することは行わない。その代わりに、各段階に
おいて、圧迫帯１０１は目的圧力より低い圧力まで減圧
され、短時間の待ち時間ｗの間待たれ、それから目的圧
力へと圧迫帯１０１が加圧される。なお、血圧測定を段
階加圧により行う場合には以上の行程は逆に行われる。
各々の段階減圧において圧迫帯１０１を目的圧力まで直
接に減圧することは行わない。その代わりに、各段階に
おいて、圧迫帯１０１は目的圧力より低い圧力まで減圧
され、短時間の待ち時間ｗの間待たれ、それから目的圧
力へと圧迫帯１０１が加圧される。なお、血圧測定を段
階加圧により行う場合には以上の行程は逆に行われる。
【００３１】段階加圧や段階減圧の後に沈静化するエア
効果を引き起こす推進力は、圧力の段階変化の大きさに
比例するため、エア効果は圧迫帯１０１が目的圧力へと
加圧または減圧される前の待ち時間ｗにおいて最も大き
い。目的圧力に到達すると、残留するエア効果を待ち時
間ｗ後の加圧または減圧により生じる付加的なエア効果
が打ち消して、エア効果はより早く沈静化するか、また
は完全に排除される。
効果を引き起こす推進力は、圧力の段階変化の大きさに
比例するため、エア効果は圧迫帯１０１が目的圧力へと
加圧または減圧される前の待ち時間ｗにおいて最も大き
い。目的圧力に到達すると、残留するエア効果を待ち時
間ｗ後の加圧または減圧により生じる付加的なエア効果
が打ち消して、エア効果はより早く沈静化するか、また
は完全に排除される。
【００３２】図３に示したように、各圧力段階の全持続
時間はｄ（ｄ＞＞ｗ）のままで従来と同様であるが、エ
ア効果の打ち消しによりエア効果が早期に沈静化して正
確な振動群が観測されており、正確な測定が行われた確
率が大幅に向上している。なお、各圧力段階における待
ち時間ｗの長さは、ｄの長さを最小にするために短く保
たれることが好ましい。
時間はｄ（ｄ＞＞ｗ）のままで従来と同様であるが、エ
ア効果の打ち消しによりエア効果が早期に沈静化して正
確な振動群が観測されており、正確な測定が行われた確
率が大幅に向上している。なお、各圧力段階における待
ち時間ｗの長さは、ｄの長さを最小にするために短く保
たれることが好ましい。
【００３３】ここで本発明の動作を図４のフローチャー
トを参照して説明する。当業者は、図４のフローチャー
トが、上記段階収縮サイクルを制御する図１のマイクロ
プロセッサー１０８に対するソフトウェアで典型的に実
施されると理解する。
トを参照して説明する。当業者は、図４のフローチャー
トが、上記段階収縮サイクルを制御する図１のマイクロ
プロセッサー１０８に対するソフトウェアで典型的に実
施されると理解する。
【００３４】ステップ４００で示した減圧収縮動作の開
始時点において、圧迫帯１０１はステップ４０２で所定
の減圧幅だけ減圧弁１０２の開放により減圧される。こ
の減圧幅は、目的とする２０ｍｍＨｇの減圧に対応して
一般的に約２５ｍｍＨｇ程度に決定したものである。ス
テップ４０４では、測定装置は、エア効果をある程度沈
静化させるため、短い待ち時間ｗ（ｄ＞＞ｗ）の間待機
する。それからステップ４０６において、全段階減圧幅
を２０ｍｍＨｇとするように、加圧弁１１１が開放され
て圧迫帯１０１が約５ｍｍＨｇだけ（−２５＋５＝−２
０）加圧される。
始時点において、圧迫帯１０１はステップ４０２で所定
の減圧幅だけ減圧弁１０２の開放により減圧される。こ
の減圧幅は、目的とする２０ｍｍＨｇの減圧に対応して
一般的に約２５ｍｍＨｇ程度に決定したものである。ス
テップ４０４では、測定装置は、エア効果をある程度沈
静化させるため、短い待ち時間ｗ（ｄ＞＞ｗ）の間待機
する。それからステップ４０６において、全段階減圧幅
を２０ｍｍＨｇとするように、加圧弁１１１が開放され
て圧迫帯１０１が約５ｍｍＨｇだけ（−２５＋５＝−２
０）加圧される。
【００３５】それからステップ４０８において測定装置
は、前述の共有された各特許に記載された従来の手順を
用いて、現圧力レベルにおける振動群を監視する。も
し、ステップ４０８において振動群が１個も検知されな
かった場合は、測定装置はステップ４１０において時限
時間ｄの終わりに到達するまで振動群を監視し続ける。
それから、処理はステップ４１６に進み、患者の血圧を
決定するための十分なデータが収集されたかが判断され
る。ここでもし十分なデータが収集されていれば、ステ
ップ４１８において、減圧ルーチンを終了する。しか
し、もし十分なデータが収集されていなければ、圧迫帯
１０１がさらに次の減圧ステップへ２０ｍｍＨｇ減圧さ
れるように、ステップ４０２からステップ４０６が繰り
返される。
は、前述の共有された各特許に記載された従来の手順を
用いて、現圧力レベルにおける振動群を監視する。も
し、ステップ４０８において振動群が１個も検知されな
かった場合は、測定装置はステップ４１０において時限
時間ｄの終わりに到達するまで振動群を監視し続ける。
それから、処理はステップ４１６に進み、患者の血圧を
決定するための十分なデータが収集されたかが判断され
る。ここでもし十分なデータが収集されていれば、ステ
ップ４１８において、減圧ルーチンを終了する。しか
し、もし十分なデータが収集されていなければ、圧迫帯
１０１がさらに次の減圧ステップへ２０ｍｍＨｇ減圧さ
れるように、ステップ４０２からステップ４０６が繰り
返される。
【００３６】もし、ステップ４０８において振動群が検
知された場合、測定装置はステップ４１２において第２
の振動群を探索し、これをステップ４１４において時限
時間ｄが終了するまで継続する。それから、処理はステ
ップ４１６に進み、患者の血圧を決定するための十分な
データが収集されたかが判断される。ここでもし十分な
データが収集されていれば、ステップ４１８において、
減圧ルーチンを終了する。しかし、もし十分なデータが
収集されていなければ、圧迫帯１０１がさらに次の減圧
ステップへ２０ｍｍＨｇ減圧されるように、ステップ４
０２からステップ４０６が繰り返される。
知された場合、測定装置はステップ４１２において第２
の振動群を探索し、これをステップ４１４において時限
時間ｄが終了するまで継続する。それから、処理はステ
ップ４１６に進み、患者の血圧を決定するための十分な
データが収集されたかが判断される。ここでもし十分な
データが収集されていれば、ステップ４１８において、
減圧ルーチンを終了する。しかし、もし十分なデータが
収集されていなければ、圧迫帯１０１がさらに次の減圧
ステップへ２０ｍｍＨｇ減圧されるように、ステップ４
０２からステップ４０６が繰り返される。
【００３７】一般的には、各圧力レベルのステップ４０
８とステップ４１２で検知された２個の振動群に対し
て、Ramseyらが上記 '０２９号と’０３４号の特許に記
載したような方法で各振動群が十分な品質のものである
か判断するための振幅の比較がなされ、ステップ４１６
において、血圧エンベロープを定義するために十分なデ
ータが収集されたと判定されると、ステップ４１８にお
いて血圧測定のための減圧ルーチンを終了する。
８とステップ４１２で検知された２個の振動群に対し
て、Ramseyらが上記 '０２９号と’０３４号の特許に記
載したような方法で各振動群が十分な品質のものである
か判断するための振幅の比較がなされ、ステップ４１６
において、血圧エンベロープを定義するために十分なデ
ータが収集されたと判定されると、ステップ４１８にお
いて血圧測定のための減圧ルーチンを終了する。
【００３８】なお、この発明の技術は、エア効果が最も
顕著に出やすい２０ｍｍＨｇやそれ以上の大きな幅の加
圧・減圧や、圧迫帯の全加圧後の初期の減圧段階におい
て好ましく用いられるが、従来の８ｍｍＨｇ程度の減圧
のような小さな幅の加圧や減圧にも同様に用いることが
可能である。また、この発明の技術は、エア効果の数学
的モデルを決定し、この数学的モデルを血圧測定に同時
に運用して算術的にエア効果を打ち消すというように、
数学的な実施を行うことも可能である。
顕著に出やすい２０ｍｍＨｇやそれ以上の大きな幅の加
圧・減圧や、圧迫帯の全加圧後の初期の減圧段階におい
て好ましく用いられるが、従来の８ｍｍＨｇ程度の減圧
のような小さな幅の加圧や減圧にも同様に用いることが
可能である。また、この発明の技術は、エア効果の数学
的モデルを決定し、この数学的モデルを血圧測定に同時
に運用して算術的にエア効果を打ち消すというように、
数学的な実施を行うことも可能である。
【００３９】これまで本発明の目下好ましい実施態様を
説明してきたが、本発明の新規教示から逸脱しないで非
常に多くの代替実施態様が可能であることを当業者は理
解するであろう。例えば、Hood,Jr.らによる米国特許第
４，４６１，２６６号に記載したように圧力を心臓の拡
張期圧から増加させてゆく血圧モニタにも本発明を使用
できると当業者は理解する。同様に、十分な特性を示す
振動群が得られたかを判断するためにRamseyが記載した
振幅整合技術を使用しない血圧モニタに本発明の技術を
使用できると当業者は理解するであろう。更に、それぞ
れの圧力レベルでの測定に本発明の技術を広げて、多数
の、おそらく幾分ランダムな時限時間の設定が可能にな
ると当業者は理解するであろう。従って、そのような全
ての変形が添付特許請求の範囲に含まれるものである。
説明してきたが、本発明の新規教示から逸脱しないで非
常に多くの代替実施態様が可能であることを当業者は理
解するであろう。例えば、Hood,Jr.らによる米国特許第
４，４６１，２６６号に記載したように圧力を心臓の拡
張期圧から増加させてゆく血圧モニタにも本発明を使用
できると当業者は理解する。同様に、十分な特性を示す
振動群が得られたかを判断するためにRamseyが記載した
振幅整合技術を使用しない血圧モニタに本発明の技術を
使用できると当業者は理解するであろう。更に、それぞ
れの圧力レベルでの測定に本発明の技術を広げて、多数
の、おそらく幾分ランダムな時限時間の設定が可能にな
ると当業者は理解するであろう。従って、そのような全
ての変形が添付特許請求の範囲に含まれるものである。
【００４０】本発明の好適な実施態様として、以下のも
のがある。 （１）予め決定された品質の動脈圧振動群が行程（ニ）
で検出されて患者の血圧決定が可能となるに十分な回
数、以降の各圧力レベルにおいて行程（ロ）から（ニ）
までを繰り返す行程をさらに有することを特徴とする請
求項３記載の血圧測定方法。 （２）予め決定された品質の動脈圧振動群が行程（ハ）
で検出されて患者の血圧決定が可能となるに十分な回
数、以降のより高い各目的圧力レベルにおいて行程
（イ）から（ハ）までを繰り返す行程をさらに有するこ
とを特徴とする請求項４記載の血圧測定方法。
のがある。 （１）予め決定された品質の動脈圧振動群が行程（ニ）
で検出されて患者の血圧決定が可能となるに十分な回
数、以降の各圧力レベルにおいて行程（ロ）から（ニ）
までを繰り返す行程をさらに有することを特徴とする請
求項３記載の血圧測定方法。 （２）予め決定された品質の動脈圧振動群が行程（ハ）
で検出されて患者の血圧決定が可能となるに十分な回
数、以降のより高い各目的圧力レベルにおいて行程
（イ）から（ハ）までを繰り返す行程をさらに有するこ
とを特徴とする請求項４記載の血圧測定方法。
【００４１】
【発明の効果】以上のように、本発明によれば、血圧測
定を段階減圧により行う場合には、まず圧迫帯を患者の
見積もられた収縮期圧以上の圧力に前記圧迫帯を加圧膨
張させ、そこから血圧振動検出を行うために段階的に設
定された各目的圧力に圧迫帯を減圧収縮させてゆく際
に、目的圧力まで直接圧迫帯を減圧させるのではなく、
まず目的圧力より低い圧力に減圧し、短い待ち時間の間
待ち、それから目的圧力まで加圧するように構成したの
で、目的圧力に到達した後に残留するエア効果を、続く
加圧により生じる付加的なエア効果により打ち消して早
期に沈静化または完全に排除することができ、エア効果
を最小にしてエア効果が沈静化するに必要な時間を短縮
し、振動血圧測定の間に脈拍振幅が過大にまたは過小に
見積もられることを防止することができる効果がある。
また、振動血圧測定において大きな減圧幅が用いられた
場合にもエア効果によって生じる誤差を最小にすること
ができる効果がある。
定を段階減圧により行う場合には、まず圧迫帯を患者の
見積もられた収縮期圧以上の圧力に前記圧迫帯を加圧膨
張させ、そこから血圧振動検出を行うために段階的に設
定された各目的圧力に圧迫帯を減圧収縮させてゆく際
に、目的圧力まで直接圧迫帯を減圧させるのではなく、
まず目的圧力より低い圧力に減圧し、短い待ち時間の間
待ち、それから目的圧力まで加圧するように構成したの
で、目的圧力に到達した後に残留するエア効果を、続く
加圧により生じる付加的なエア効果により打ち消して早
期に沈静化または完全に排除することができ、エア効果
を最小にしてエア効果が沈静化するに必要な時間を短縮
し、振動血圧測定の間に脈拍振幅が過大にまたは過小に
見積もられることを防止することができる効果がある。
また、振動血圧測定において大きな減圧幅が用いられた
場合にもエア効果によって生じる誤差を最小にすること
ができる効果がある。
【００４２】また、血圧測定を段階加圧により行う場合
には、上記行程を逆に行うことにより上記と同様の効果
を得ることができる。
には、上記行程を逆に行うことにより上記と同様の効果
を得ることができる。
【図１】この発明の実施の一形態による自動血圧測定装
置の概略を示すブロック図である。
置の概略を示すブロック図である。
【図２】従来の非侵襲性血圧測定装置と同様の複数の段
階減圧行程を有する測定サイクルを示す時間対圧力のグ
ラフ図である。
階減圧行程を有する測定サイクルを示す時間対圧力のグ
ラフ図である。
【図３】エア効果を打ち消すための減圧および加圧行程
を有するこの発明の技術による測定サイクルを示す時間
対圧力のグラフ図である。
を有するこの発明の技術による測定サイクルを示す時間
対圧力のグラフ図である。
【図４】この発明の技術に基づいて過剰に減圧を行った
後に目的圧力まで加圧するようにプログラムされたマイ
クロプロセッサーの制御による図１の装置の動作を示す
フローチャートである。
後に目的圧力まで加圧するようにプログラムされたマイ
クロプロセッサーの制御による図１の装置の動作を示す
フローチャートである。
１０１ 圧迫帯 １０２ 減圧弁（減圧収縮手段） １０３ 排気管（減圧収縮手段） １０５ 圧力変換器（圧迫帯圧検出手段） １０８ マイクロプロセッサー（制御手段） １０９ 加圧空気源（加圧膨張手段） １１１ 加圧弁（加圧膨張手段）
Claims (4)
- 【請求項１】 加圧膨張および減圧収縮し得る圧迫帯
と、 前記圧迫帯と連動し、前記圧迫帯を加圧膨張させるため
に前記圧迫帯に対して選択的に圧力をかける加圧膨張手
段と、 前記圧迫帯に接続され、あらゆる血圧の振動を含んだ前
記圧迫帯の圧力を検出する圧迫帯圧検出手段と、 前記圧迫帯と連動し、前記圧迫帯の圧力を選択的に解放
する減圧収縮手段と、 前記圧迫帯圧検出手段による圧迫帯圧の測定に応じて、
患者の血圧測定の間、前記加圧膨張手段による前記圧迫
帯の加圧膨張と前記減圧収縮手段による前記圧迫帯の減
圧収縮とを制御する制御手段と、を備え、 前記制御手段は、血圧測定サイクルの開始時に前記患者
の見積もられた収縮期圧より予め決定された圧力だけ高
い圧力に前記圧迫帯を加圧膨張させるよう前記加圧膨張
手段に指示し、それから、目的圧力より低い圧力まで前
記圧迫帯を減圧収縮させるよう前記減圧収縮手段に指示
し、予め決定された長さの時間が経過した後に、前記目
的圧力における前記圧迫帯圧検出手段を用いた血圧の振
動の有無および強度の決定を行うために前記目的圧力ま
で前記圧迫帯を加圧膨張させるよう前記加圧膨張手段に
指示することを特徴とする自動血圧測定装置。 - 【請求項２】 加圧膨張および減圧収縮し得る圧迫帯
と、 前記圧迫帯と連動し、前記圧迫帯を加圧膨張させるため
に前記圧迫帯に対して選択的に圧力をかける加圧膨張手
段と、 前記圧迫帯に接続され、あらゆる血圧の振動を含んだ前
記圧迫帯の圧力を検出する圧迫帯圧検出手段と、 前記圧迫帯と連動し、前記圧迫帯の圧力を解放する減圧
収縮手段と、 前記圧迫帯圧検出手段による圧迫帯圧の測定に応じて、
患者の血圧測定の間、前記加圧膨張手段による前記圧迫
帯の加圧膨張と前記減圧収縮手段による前記圧迫帯の減
圧収縮とを制御する制御手段と、 を備え、 前記制御手段は、目的圧力より予め決定された圧力だけ
高い圧力まで前記圧迫帯を加圧膨張させるよう前記加圧
膨張手段に指示し、そして、予め決定された長さの時間
が経過した後に、前記目的圧力における前記圧迫帯圧検
出手段を用いた血圧の振動の有無および強度の決定を行
うために前記目的圧力まで前記圧迫帯を減圧収縮させる
よう前記減圧収縮手段に指示し、それから、より高い目
的圧力における血圧の振動の有無および強度の決定を行
うために、前記より高い目的圧力まで前記圧迫帯を加圧
膨張させるよう前記加圧膨張手段に指示することを特徴
とする自動血圧測定装置。 - 【請求項３】 加圧膨張される圧迫帯と、前記圧迫帯を
加圧膨張させ減圧収縮する手段と、時間変化する前記圧
迫帯内の圧力を測定して動脈圧の振動群を測定する手段
とを備えた自動振動血圧測定装置を用いて行う、以下の
各行程を有する血圧測定方法。 （イ）患者の見積もられた収縮期圧より予め決定された
圧力だけ高い第１の圧力レベルになるまで、前記圧迫帯
を患者の動脈周囲で加圧膨張する行程。 （ロ）目的圧力レベルより低い第２の圧力レベルまで、
前記圧迫帯を減圧収縮する行程。 （ハ）予め決定された長さの時間が経過した後に、前記
第２の圧力レベルから前記目的圧力レベルまで前記圧迫
帯を加圧膨張する行程。 （ニ）前記目的圧力レベルにおいて、動脈圧の振動群を
検出する行程。 - 【請求項４】 加圧膨張される圧迫帯と、前記圧迫帯を
加圧膨張させ減圧収縮する手段と、時間変化する前記圧
迫帯内の圧力を測定して動脈圧の振動群を測定する手段
とを備えた自動振動血圧測定装置を用いて行う、以下の
各行程を有する血圧測定方法。 （イ）目的圧力レベルより予め決定された圧力だけ高い
第１の圧力レベルになるまで、前記圧迫帯を患者の動脈
周囲で加圧膨張する行程。 （ロ）予め決定された長さの時間が経過した後に、前記
第１の圧力レベルから前記目的圧力レベルまで前記圧迫
帯を減圧収縮する行程。 （ハ）前記目的圧力レベルにおいて、動脈圧の振動群を
検出する行程。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US372137 | 1995-01-13 | ||
| US08/372,137 US5579776A (en) | 1995-01-13 | 1995-01-13 | Oscillometric blood pressure monitor with enhanced cuff pressure control |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08308808A true JPH08308808A (ja) | 1996-11-26 |
| JP3738075B2 JP3738075B2 (ja) | 2006-01-25 |
Family
ID=23466857
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP02064196A Expired - Fee Related JP3738075B2 (ja) | 1995-01-13 | 1996-01-12 | 自動血圧測定装置および血圧測定方法 |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5579776A (ja) |
| EP (1) | EP0723761B1 (ja) |
| JP (1) | JP3738075B2 (ja) |
| AU (1) | AU692963B2 (ja) |
| CA (1) | CA2167010C (ja) |
| DE (1) | DE69632278T2 (ja) |
| ZA (1) | ZA96263B (ja) |
Families Citing this family (28)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE69416475T2 (de) * | 1993-04-02 | 1999-07-22 | Nagano, Ken, Nagano, Nagano | Elektronisches instrument zur blutdruck-messung |
| US6050951A (en) * | 1997-11-10 | 2000-04-18 | Critikon Company, L.L.C. | NIBP trigger in response to detected heart rate variability |
| US6358213B1 (en) | 1999-08-18 | 2002-03-19 | Critikon Company, Llc | Calculation of quality and its use in determination of indirect noninvasive blood pressure |
| DE10055316A1 (de) * | 2000-11-08 | 2002-05-16 | Taidoc Corp | Verfahren und Vorrichtung zur Blutdruckmessung |
| KR100745747B1 (ko) | 2001-08-21 | 2007-08-02 | 삼성전자주식회사 | 선형적으로 변화시킬 수 있는 공기 압력을 이용한 혈압측정 장치 및 방법 |
| WO2003063684A2 (en) * | 2002-01-25 | 2003-08-07 | Intellipatch, Inc. | Evaluation of a patient and prediction of chronic symptoms |
| US6893403B2 (en) * | 2003-02-25 | 2005-05-17 | Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. | Oscillometric determination of blood pressure |
| US7186218B2 (en) | 2003-02-27 | 2007-03-06 | Ge Medical Systems Information Technologies Inc. | Method and system for cuff pressure reversions |
| US7070566B2 (en) | 2003-03-13 | 2006-07-04 | Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. | Artifact rejection using pulse quality values |
| US7198604B2 (en) * | 2003-03-18 | 2007-04-03 | Ge Medical Systems Information Technologies | Method and system for determination of pulse rate |
| US7074192B2 (en) * | 2003-07-03 | 2006-07-11 | Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. | Method and apparatus for measuring blood pressure using relaxed matching criteria |
| US7288070B2 (en) * | 2004-05-18 | 2007-10-30 | The General Electric Company | Method and apparatus for determining extreme blood pressure values |
| US7172555B2 (en) * | 2004-09-07 | 2007-02-06 | Biomedix, Inc. | Vascular testing system |
| US7214192B2 (en) * | 2004-09-07 | 2007-05-08 | Biomedix, Inc. | Vascular testing system |
| US7166076B2 (en) * | 2004-09-07 | 2007-01-23 | Biomedix, Inc. | Vascular testing system |
| US7678059B2 (en) * | 2005-10-12 | 2010-03-16 | General Electric Company | Non-invasive blood pressure monitor with improved performance |
| US7390302B2 (en) * | 2006-08-16 | 2008-06-24 | The General Electric Company | Method and system of determining NIBP target inflation pressure using an SpO2 plethysmograph signal |
| US7462152B2 (en) * | 2006-09-07 | 2008-12-09 | The General Electric Company | Method and system utilizing SpO2 plethysmograph signal to reduce NIBP determination time |
| US7300404B1 (en) | 2006-09-07 | 2007-11-27 | The General Electric Company | Method and system utilizing SpO2 plethysmograph signal to qualify NIBP pulses |
| US7927283B2 (en) * | 2007-03-20 | 2011-04-19 | Tiba Medical, Inc. | Blood pressure algorithm |
| US8211030B2 (en) * | 2009-03-26 | 2012-07-03 | The General Electric Company | NIBP target inflation pressure automation using derived SPO2 signals |
| US8721557B2 (en) * | 2011-02-18 | 2014-05-13 | Covidien Lp | Pattern of cuff inflation and deflation for non-invasive blood pressure measurement |
| US10945612B2 (en) * | 2014-04-03 | 2021-03-16 | The Regents Of The University Of California | Assessing endothelial function using a blood pressure cuff |
| US10048703B1 (en) * | 2014-06-06 | 2018-08-14 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Force feedback pressure cuff systems and methods |
| CN108135506B (zh) | 2015-08-14 | 2021-11-02 | 加利福尼亚大学董事会 | 用于评估哺乳动物中的内皮功能的方法和装置 |
| US10772571B2 (en) | 2016-11-15 | 2020-09-15 | Welch Allyn, Inc. | Method and systems for correcting for arterial compliance in a blood pressure assessment |
| KR20200097803A (ko) | 2017-12-22 | 2020-08-19 | 센시프리 리미티드 | 연속적인 혈압 측정 |
| CN114903458A (zh) * | 2022-06-15 | 2022-08-16 | 苏州贝莱弗医疗科技有限公司 | 一种测量无创血压时快速寻找最佳充气台阶的方法 |
Family Cites Families (22)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4360029A (en) * | 1978-04-10 | 1982-11-23 | Johnson & Johnson | Automatic mean blood pressure reading device |
| US4349034A (en) * | 1978-04-10 | 1982-09-14 | Johnson & Johnson | Automatic mean blood pressure reading device |
| US4461266A (en) * | 1982-04-29 | 1984-07-24 | Critikon, Inc. | Adaptive incremental blood pressure monitor |
| US4546775A (en) * | 1984-06-18 | 1985-10-15 | Critikon, Inc. | Detection of blood pressure complexes in automated vital signs monitors |
| US4543962A (en) * | 1984-07-09 | 1985-10-01 | Critikon, Inc. | Method of automated blood pressure detection |
| US4627440A (en) * | 1985-07-05 | 1986-12-09 | Critikon, Inc. | Sphygmomanometric cuff pressurizing system |
| US5170795A (en) * | 1985-07-05 | 1992-12-15 | Critikon, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor and method employing non-uniform pressure decrementing steps |
| US4754761A (en) * | 1985-07-05 | 1988-07-05 | Critikon, Inc. | Automated mean arterial blood pressure monitor with data enhancement |
| US5052397A (en) * | 1985-07-05 | 1991-10-01 | Critikon, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor employing non-uniform pressure decrementing steps |
| US4638810A (en) * | 1985-07-05 | 1987-01-27 | Critikon, Inc. | Automated diastolic blood pressure monitor with data enhancement |
| JPH0618550B2 (ja) * | 1986-08-11 | 1994-03-16 | コーリン電子株式会社 | 連続血圧測定装置 |
| US4774960A (en) * | 1986-10-30 | 1988-10-04 | Datascope Corporation | Method and apparatus for measuring blood pressure |
| US4889133A (en) * | 1988-05-25 | 1989-12-26 | Protocol Systems, Inc. | Method for noninvasive blood-pressure measurement by evaluation of waveform-specific area data |
| DE3884946T2 (de) * | 1988-08-01 | 1994-02-03 | Hewlett Packard Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur automatischen Blutdruckmessung. |
| US4949710A (en) * | 1988-10-06 | 1990-08-21 | Protocol Systems, Inc. | Method of artifact rejection for noninvasive blood-pressure measurement by prediction and adjustment of blood-pressure data |
| US4984577A (en) * | 1989-03-20 | 1991-01-15 | Hewlett-Packard Company | Oscillometric non-invasive method for measuring blood pressure and apparatus for automated oscillometric blood pressure measuring |
| US5054495A (en) * | 1989-07-10 | 1991-10-08 | Colin Electronics Co., Ltd. | Automatic blood-pressure measuring apparatus |
| US5103833A (en) * | 1989-12-20 | 1992-04-14 | Critikon, Inc. | Peripheral arterial monitoring instruments |
| US5261413A (en) * | 1990-08-02 | 1993-11-16 | Colin Electronics Co., Ltd. | Blood pressure measure system |
| US5253648A (en) * | 1991-10-11 | 1993-10-19 | Spacelabs Medical, Inc. | Method and apparatus for excluding artifacts from automatic blood pressure measurements |
| US5280790A (en) * | 1993-01-25 | 1994-01-25 | Spacelabs Medical, Inc. | Automatic blood pressure monitor having reduced data loss sensitivity to cuff pressure changes |
| DE4331451C1 (de) * | 1993-09-16 | 1994-11-17 | Hewlett Packard Gmbh | Blutdruckmeßvorrichtung und Verfahren zum Steuern des Manschettendruckes bei einer Blutdruckmeßvorrichtung |
-
1995
- 1995-01-13 US US08/372,137 patent/US5579776A/en not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-01-09 AU AU40889/96A patent/AU692963B2/en not_active Ceased
- 1996-01-11 CA CA002167010A patent/CA2167010C/en not_active Expired - Fee Related
- 1996-01-12 DE DE69632278T patent/DE69632278T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1996-01-12 EP EP96300241A patent/EP0723761B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-01-12 ZA ZA96263A patent/ZA96263B/xx unknown
- 1996-01-12 JP JP02064196A patent/JP3738075B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| AU692963B2 (en) | 1998-06-18 |
| US5579776A (en) | 1996-12-03 |
| EP0723761A2 (en) | 1996-07-31 |
| CA2167010A1 (en) | 1996-07-14 |
| AU4088996A (en) | 1996-07-25 |
| DE69632278D1 (de) | 2004-06-03 |
| CA2167010C (en) | 2007-06-12 |
| EP0723761A3 (en) | 1998-06-24 |
| EP0723761B1 (en) | 2004-04-28 |
| ZA96263B (en) | 1997-07-14 |
| JP3738075B2 (ja) | 2006-01-25 |
| DE69632278T2 (de) | 2005-06-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3738075B2 (ja) | 自動血圧測定装置および血圧測定方法 | |
| JPH08280640A (ja) | 自動血圧測定装置および患者の血圧監視方法 | |
| JP5073421B2 (ja) | Ｎｉｂｐ測定時間を低減した血圧測定方法およびシステム | |
| US5577508A (en) | Determination of oscillometric blood pressure by linear approximation | |
| JP5026201B2 (ja) | ＳｐＯ２プレチスモグラフ信号を用いたＮＩＢＰ信号の処理方法および非侵襲型血圧モニター装置 | |
| US4984577A (en) | Oscillometric non-invasive method for measuring blood pressure and apparatus for automated oscillometric blood pressure measuring | |
| US6767328B2 (en) | Method and apparatus for determining blood pressure using pressure pulse duty cycle | |
| US4625277A (en) | Blood pressure measuring device having adaptive cuff deflation rate | |
| JP2011125716A (ja) | 非侵襲血圧測定における適応的ポンプ制御 | |
| CN101125079A (zh) | 一种使用spo2体积描记图信号测定nibp目标充气压力的方法和系统 | |
| WO1988003777A1 (fr) | Tonometre automatique | |
| JPH0554782B2 (ja) | ||
| WO2025016341A1 (zh) | 血压测量方法及系统 | |
| CN1989896B (zh) | 控制血压袖带放气的方法 | |
| JP3716017B2 (ja) | 自動血圧測定装置および血圧測定方法 | |
| US4967757A (en) | Method for measuring blood pressure and apparatus for automated blood pressure measuring | |
| JP3790212B2 (ja) | 血圧測定装置 | |
| JPH06110B2 (ja) | 電子血圧計 | |
| JPH10137204A (ja) | 非観血式血圧計 | |
| CN1345571A (zh) | 血压测量方法及其装置 | |
| JPH01256930A (ja) | 非観血血圧計におけるカフ圧の自動設定方法 | |
| JPH0368689B2 (ja) | ||
| JP3818853B2 (ja) | 電子血圧計 | |
| JPH0538332A (ja) | 動脈硬化度測定装置 | |
| JP3002595B2 (ja) | 血圧モニタ装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20041008 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20041012 |
|
| A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A712 Effective date: 20041021 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A821 Effective date: 20041008 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A821 Effective date: 20041206 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20041206 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20050426 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050531 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050830 |
|
| A911 | Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911 Effective date: 20050906 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20051004 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20051031 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091104 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091104 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101104 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111104 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121104 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121104 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131104 Year of fee payment: 8 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |