JPH09220205A - 自動血圧測定装置 - Google Patents
自動血圧測定装置Info
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- JPH09220205A JPH09220205A JP8031901A JP3190196A JPH09220205A JP H09220205 A JPH09220205 A JP H09220205A JP 8031901 A JP8031901 A JP 8031901A JP 3190196 A JP3190196 A JP 3190196A JP H09220205 A JPH09220205 A JP H09220205A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 信頼度の高い血圧値が安定して測定できる自
動血圧測定装置を提供する。 【解決手段】 心拍周期検出手段８２により連続的に検
出される生体の心拍周期ＴRRのゆらぎから、心拍周期変
動信号抽出手段８４により、生体の呼吸よりも低い所定
の周波数成分である第１心拍周期変動信号ＬＦＣRRと生
体の呼吸に略同期して発生する心拍周期の変動成分であ
る第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとが抽出され、この第
１心拍周期変動信号ＬＦＣRRと第２心拍周期変動信号Ｈ
ＦＣRRとの強度比が所定値以下となった場合に、血圧測
定手段８０による生体の血圧測定が血圧測定開始手段８
６により開始される。従って、交感神経の興奮度が低く
て被測定者の緊張が充分に解消された状態にある場合に
のみ血圧測定が開始されるので、信頼度の高い血圧値が
安定して測定される。
動血圧測定装置を提供する。 【解決手段】 心拍周期検出手段８２により連続的に検
出される生体の心拍周期ＴRRのゆらぎから、心拍周期変
動信号抽出手段８４により、生体の呼吸よりも低い所定
の周波数成分である第１心拍周期変動信号ＬＦＣRRと生
体の呼吸に略同期して発生する心拍周期の変動成分であ
る第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとが抽出され、この第
１心拍周期変動信号ＬＦＣRRと第２心拍周期変動信号Ｈ
ＦＣRRとの強度比が所定値以下となった場合に、血圧測
定手段８０による生体の血圧測定が血圧測定開始手段８
６により開始される。従って、交感神経の興奮度が低く
て被測定者の緊張が充分に解消された状態にある場合に
のみ血圧測定が開始されるので、信頼度の高い血圧値が
安定して測定される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体の血圧測定を
行うための自動血圧測定装置に関するものである。
行うための自動血圧測定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】生体の血圧測定を行うための自動血圧測
定装置としては、例えば、生体の一部に巻回されたカフ
の圧迫圧力を変化させる過程で、カフにおける心拍に同
期して発生する脈波を検出し、この脈波の振幅の変化に
基づいてよく知られるオシロメトリック方式により生体
の血圧値を決定する自動血圧測定装置が知られている。
例えば、特開平６−２９２６６０号公報に記載された自
動血圧測定装置がそれである。
定装置としては、例えば、生体の一部に巻回されたカフ
の圧迫圧力を変化させる過程で、カフにおける心拍に同
期して発生する脈波を検出し、この脈波の振幅の変化に
基づいてよく知られるオシロメトリック方式により生体
の血圧値を決定する自動血圧測定装置が知られている。
例えば、特開平６−２９２６６０号公報に記載された自
動血圧測定装置がそれである。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】ところが、一般的に血圧値は
被測定者の心理状態及び心拍等に応じて大きく変化し、
例えば、医師等が血圧測定を行った場合などの被測定者
が著しく緊張している場合に測定された血圧値であると
か、被測定者の心拍が未だ充分に安定していないうちに
測定された血圧値などは、被測定者の真の血圧値とはか
け離れた値を示し、一般に信頼度が低いのである。
被測定者の心理状態及び心拍等に応じて大きく変化し、
例えば、医師等が血圧測定を行った場合などの被測定者
が著しく緊張している場合に測定された血圧値であると
か、被測定者の心拍が未だ充分に安定していないうちに
測定された血圧値などは、被測定者の真の血圧値とはか
け離れた値を示し、一般に信頼度が低いのである。
【０００４】本発明は以上のような事情を背景として為
されたものであり、その目的とするところは、信頼度の
高い血圧値が安定して測定できる自動血圧測定装置を提
供することにある。
されたものであり、その目的とするところは、信頼度の
高い血圧値が安定して測定できる自動血圧測定装置を提
供することにある。
【０００５】
【課題を解決するための第１の手段】上記目的を達成す
るための第１発明の要旨とするところは、生体の血圧値
を測定する血圧測定手段を備えた自動血圧測定装置にお
いて、（ａ）前記生体の心拍周期を連続的に検出する心
拍周期検出手段と、（ｂ）心拍周期検出手段により連続
的に検出された生体の心拍周期のゆらぎから、生体の呼
吸周波数よりも低い所定の周波数成分である第１心拍周
期変動信号を抽出する心拍周期変動信号抽出手段と、
（ｃ）前記第１心拍周期変動信号の強度に基づいて、前
記血圧測定手段による生体の血圧測定を開始させる血圧
測定開始手段とを含むことにある。
るための第１発明の要旨とするところは、生体の血圧値
を測定する血圧測定手段を備えた自動血圧測定装置にお
いて、（ａ）前記生体の心拍周期を連続的に検出する心
拍周期検出手段と、（ｂ）心拍周期検出手段により連続
的に検出された生体の心拍周期のゆらぎから、生体の呼
吸周波数よりも低い所定の周波数成分である第１心拍周
期変動信号を抽出する心拍周期変動信号抽出手段と、
（ｃ）前記第１心拍周期変動信号の強度に基づいて、前
記血圧測定手段による生体の血圧測定を開始させる血圧
測定開始手段とを含むことにある。
【０００６】
【第１発明の効果】このようにすれば、心拍周期検出手
段により連続的に検出される生体の心拍周期のゆらぎか
ら、心拍周期変動信号抽出手段により生体の呼吸周波数
よりも低い所定の周波数成分である第１心拍周期変動信
号が抽出され、この第１心拍周期変動信号の強度に基づ
いて、血圧測定手段による生体の血圧測定が血圧測定開
始手段により開始される。従って、第１心拍周期変動信
号の強度が所定値以下である場合、すなわち、交感神経
の興奮度が低くて被測定者の緊張が充分に解消された状
態である場合にのみ血圧測定が開始されるので、信頼度
の高い血圧値が安定して測定される。
段により連続的に検出される生体の心拍周期のゆらぎか
ら、心拍周期変動信号抽出手段により生体の呼吸周波数
よりも低い所定の周波数成分である第１心拍周期変動信
号が抽出され、この第１心拍周期変動信号の強度に基づ
いて、血圧測定手段による生体の血圧測定が血圧測定開
始手段により開始される。従って、第１心拍周期変動信
号の強度が所定値以下である場合、すなわち、交感神経
の興奮度が低くて被測定者の緊張が充分に解消された状
態である場合にのみ血圧測定が開始されるので、信頼度
の高い血圧値が安定して測定される。
【０００７】
【第１発明の他の態様】さらに好適には、（ａ）前記心
拍周期変動信号抽出手段は、前記心拍周期検出手段によ
り連続的に検出される前記生体の心拍周期のゆらぎか
ら、前記第１心拍周期変動信号に加えて、生体の呼吸周
波数に略等しい所定の周波数成分である第２心拍周期変
動信号も抽出するものであり、（ｂ）前記血圧測定開始
手段は、心拍周期変動信号抽出手段により抽出された前
記第１心拍周期変動信号と第２心拍周期変動信号との強
度比に基づいて、前記血圧測定手段による生体の血圧測
定を開始させるものであることを特徴とする。このよう
にすれば、前記第１心拍周期変動信号と第２心拍周期変
動信号との強度比が予め設定される所定値以下である場
合、すなわち、交感神経の興奮度が低くて被測定者の緊
張が充分に解消された状態である場合にのみ血圧測定が
開始されるので、信頼度の高い血圧値が安定して測定さ
れる。さらに、第１心拍周期変動信号の強度のみに基づ
いて被測定者の緊張度が判定される場合と比べて、生体
の心拍周期のゆらぎから抽出される変動信号全体の信号
強度が大きい場合などの個人差による影響がより解消さ
れるので、判定精度が向上させられる。
拍周期変動信号抽出手段は、前記心拍周期検出手段によ
り連続的に検出される前記生体の心拍周期のゆらぎか
ら、前記第１心拍周期変動信号に加えて、生体の呼吸周
波数に略等しい所定の周波数成分である第２心拍周期変
動信号も抽出するものであり、（ｂ）前記血圧測定開始
手段は、心拍周期変動信号抽出手段により抽出された前
記第１心拍周期変動信号と第２心拍周期変動信号との強
度比に基づいて、前記血圧測定手段による生体の血圧測
定を開始させるものであることを特徴とする。このよう
にすれば、前記第１心拍周期変動信号と第２心拍周期変
動信号との強度比が予め設定される所定値以下である場
合、すなわち、交感神経の興奮度が低くて被測定者の緊
張が充分に解消された状態である場合にのみ血圧測定が
開始されるので、信頼度の高い血圧値が安定して測定さ
れる。さらに、第１心拍周期変動信号の強度のみに基づ
いて被測定者の緊張度が判定される場合と比べて、生体
の心拍周期のゆらぎから抽出される変動信号全体の信号
強度が大きい場合などの個人差による影響がより解消さ
れるので、判定精度が向上させられる。
【０００８】
【課題を解決するための第２の手段】上記目的を達成す
るための第２発明の要旨とするところは、生体の血圧値
を測定する血圧測定手段を備えた自動血圧測定装置にお
いて、（ａ）前記生体の心拍周期に基づいて所定の関係
から生体の心拍数を連続的に算出する心拍数算出手段
と、（ｂ）心拍数算出手段により連続的に算出される生
体の心拍数のうち予め設定された一定区間内の心拍数を
統計的に処理することにより判断基準心拍数を算出する
判断基準心拍数算出手段と、（ｃ）判断基準心拍数算出
手段により算出された判断基準心拍数からの、前記心拍
数算出手段により続いて算出される心拍数のずれが、所
定範囲内となった場合に前記血圧測定手段による生体の
血圧測定を開始させる血圧測定開始手段とを含むことに
ある。
るための第２発明の要旨とするところは、生体の血圧値
を測定する血圧測定手段を備えた自動血圧測定装置にお
いて、（ａ）前記生体の心拍周期に基づいて所定の関係
から生体の心拍数を連続的に算出する心拍数算出手段
と、（ｂ）心拍数算出手段により連続的に算出される生
体の心拍数のうち予め設定された一定区間内の心拍数を
統計的に処理することにより判断基準心拍数を算出する
判断基準心拍数算出手段と、（ｃ）判断基準心拍数算出
手段により算出された判断基準心拍数からの、前記心拍
数算出手段により続いて算出される心拍数のずれが、所
定範囲内となった場合に前記血圧測定手段による生体の
血圧測定を開始させる血圧測定開始手段とを含むことに
ある。
【０００９】
【第２発明の効果】このようにすれば、心拍数算出手段
により連続的に算出される生体の心拍数のうち予め設定
された一定区間内の心拍数が、判断基準心拍数算出手段
により統計的に処理されることにより判断基準心拍数が
算出される。そして、この判断基準心拍数からの、前記
心拍数算出手段により続いて算出される心拍数のずれ
が、所定範囲内となった場合に、血圧測定手段による生
体の血圧測定が血圧測定開始手段により開始される。従
って、生体の心拍数の変動幅が所定範囲内となった場
合、すなわち、被測定者の心拍が充分に安定した状態で
ある場合にのみ血圧測定が開始されるので、信頼度の高
い血圧値が安定して測定される。
により連続的に算出される生体の心拍数のうち予め設定
された一定区間内の心拍数が、判断基準心拍数算出手段
により統計的に処理されることにより判断基準心拍数が
算出される。そして、この判断基準心拍数からの、前記
心拍数算出手段により続いて算出される心拍数のずれ
が、所定範囲内となった場合に、血圧測定手段による生
体の血圧測定が血圧測定開始手段により開始される。従
って、生体の心拍数の変動幅が所定範囲内となった場
合、すなわち、被測定者の心拍が充分に安定した状態で
ある場合にのみ血圧測定が開始されるので、信頼度の高
い血圧値が安定して測定される。
【００１０】
【発明の実施の形態】以下、本発明の一実施例を図面に
基づいて詳細に説明する。図１は、心電誘導波形検出機
能付き自動血圧測定装置８を示す斜視図である。
基づいて詳細に説明する。図１は、心電誘導波形検出機
能付き自動血圧測定装置８を示す斜視図である。
【００１１】図１において、箱体１０には、被測定者の
右腕１２を差し込むための貫通穴１４が設けられてお
り、その貫通穴１４内には、袋状の可撓性布およびゴム
袋から成るカフ１５を内周面に備えて円筒状に保持され
たベルト１６が配設されている。また、貫通穴１４の背
面方向には、貫通穴１４から突き出した被測定者の右腕
１２を支持するための第１アームレスト１７が上向きに
傾斜して設けられており、その第１アームレスト１７の
先端部には、被測定者の心筋の活動電位に伴って発生す
る心電誘導波形を検出するために、電極１８が被測定者
の右腕１２の手首に良好に接触するように配設されてい
る。なお、この第１アームレスト１７は、被測定者の手
首から常に正確な心電誘導波形を検出できるように、被
測定者の右腕１２の肘から手首に至るまでの筋肉が絶え
ず弛緩した状態に保たれるように肘から手首に至る間を
全体的に支持する最適な支持面形状を備えている。ま
た、箱体１０の左側には、被測定者の左腕１３を支持す
るための第２アームレスト１９が設けられており、第２
アームレスト１９の先端部には、同じく被測定者の心電
誘導波形を検出するために、電極１８が被測定者の左腕
１３の手首に接触するように配設されている。なお、こ
の第２アームレスト１９も、第１アームレスト１７と同
様に被測定者の左腕１３の肘から手首に至るまでの筋肉
が絶えず弛緩した状態に保たれるように肘から手首に至
る間を全体的に支持する最適な支持面形状を備えてい
る。箱体１０の操作パネル２０には、起動スイッチ２
２、停止スイッチ２４、プリンタ２６、カード挿入口２
８などが配設され、表示パネル３０には、最高血圧表示
器３２、最低血圧表示器３４、脈拍数表示器３６、時刻
表示器３８がそれぞれ配設されている。
右腕１２を差し込むための貫通穴１４が設けられてお
り、その貫通穴１４内には、袋状の可撓性布およびゴム
袋から成るカフ１５を内周面に備えて円筒状に保持され
たベルト１６が配設されている。また、貫通穴１４の背
面方向には、貫通穴１４から突き出した被測定者の右腕
１２を支持するための第１アームレスト１７が上向きに
傾斜して設けられており、その第１アームレスト１７の
先端部には、被測定者の心筋の活動電位に伴って発生す
る心電誘導波形を検出するために、電極１８が被測定者
の右腕１２の手首に良好に接触するように配設されてい
る。なお、この第１アームレスト１７は、被測定者の手
首から常に正確な心電誘導波形を検出できるように、被
測定者の右腕１２の肘から手首に至るまでの筋肉が絶え
ず弛緩した状態に保たれるように肘から手首に至る間を
全体的に支持する最適な支持面形状を備えている。ま
た、箱体１０の左側には、被測定者の左腕１３を支持す
るための第２アームレスト１９が設けられており、第２
アームレスト１９の先端部には、同じく被測定者の心電
誘導波形を検出するために、電極１８が被測定者の左腕
１３の手首に接触するように配設されている。なお、こ
の第２アームレスト１９も、第１アームレスト１７と同
様に被測定者の左腕１３の肘から手首に至るまでの筋肉
が絶えず弛緩した状態に保たれるように肘から手首に至
る間を全体的に支持する最適な支持面形状を備えてい
る。箱体１０の操作パネル２０には、起動スイッチ２
２、停止スイッチ２４、プリンタ２６、カード挿入口２
８などが配設され、表示パネル３０には、最高血圧表示
器３２、最低血圧表示器３４、脈拍数表示器３６、時刻
表示器３８がそれぞれ配設されている。
【００１２】図２は、上記自動血圧測定装置８の回路構
成を説明するブロック線図である。図２において、カフ
１５は、圧力センサ４０、切換弁４２、および空気ポン
プ４４と配管４６を介して接続されており、この切換弁
４２は、カフ１５内への圧力の供給を許容する圧力供給
状態、カフ１５内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およ
びカフ１５内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状
態に切り換えられるように構成されている。また、その
カフ１５を内周面に備えて円筒状に巻回されたベルト１
６の一端は固定され、且つ他端は減速機付きＤＣモータ
４８により駆動されるドラム５０により引き締められる
ように構成されている。圧力センサ４０は、カフ１５内
の圧力を検出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁
別回路５２および脈波弁別回路５４にそれぞれ供給す
る。
成を説明するブロック線図である。図２において、カフ
１５は、圧力センサ４０、切換弁４２、および空気ポン
プ４４と配管４６を介して接続されており、この切換弁
４２は、カフ１５内への圧力の供給を許容する圧力供給
状態、カフ１５内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およ
びカフ１５内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状
態に切り換えられるように構成されている。また、その
カフ１５を内周面に備えて円筒状に巻回されたベルト１
６の一端は固定され、且つ他端は減速機付きＤＣモータ
４８により駆動されるドラム５０により引き締められる
ように構成されている。圧力センサ４０は、カフ１５内
の圧力を検出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁
別回路５２および脈波弁別回路５４にそれぞれ供給す
る。
【００１３】上記静圧弁別回路５２はローパスフィルタ
を備え、圧力信号ＳＰに含まれる定常的な圧力すなわち
カフ圧を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号
ＳＫをＡ／Ｄ変換器５６を介して電子制御装置５８へ供
給する。また、上記脈波弁別回路５４はバンドパスフィ
ルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号Ｓ
Ｍ1 を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ
変換器６０を介して電子制御装置５８へ供給する。この
脈波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、被測定者の心拍に同
期して図示しない上腕動脈から発生してカフ１５に伝達
される圧力振動波である。
を備え、圧力信号ＳＰに含まれる定常的な圧力すなわち
カフ圧を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号
ＳＫをＡ／Ｄ変換器５６を介して電子制御装置５８へ供
給する。また、上記脈波弁別回路５４はバンドパスフィ
ルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号Ｓ
Ｍ1 を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ
変換器６０を介して電子制御装置５８へ供給する。この
脈波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、被測定者の心拍に同
期して図示しない上腕動脈から発生してカフ１５に伝達
される圧力振動波である。
【００１４】上記電子制御装置５８は、ＣＰＵ６２、Ｒ
ＯＭ６４、ＲＡＭ６６、および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ６２は、ＲＡＭ６６の一時記憶機能を利用し
つつ予めＲＯＭ６４に記憶された手順に従って入力信号
を処理して駆動信号や表示信号などを出力する。すなわ
ち、血圧測定に際しては、ＣＰＵ６２は、予め定められ
た手順に従って減速機付きＤＣモータ４８を駆動するこ
とによりカフ１５を生体の上腕部に巻回し、空気ポンプ
４４を駆動することによりカフ１５により上腕部を圧迫
し、次いで切換弁４２を駆動してカフ１５の圧迫圧力を
徐々に降圧させ、その徐速降圧過程において得られる脈
波信号ＳＭ1 およびカフ圧信号ＳＫに基づいてオシロメ
トリック方式により血圧値を決定し、その血圧値を最高
血圧表示器３２および最低血圧表示器３４に表示させる
と同時に、記憶装置６８の血圧値記憶領域６９に順次記
憶させる。なお、この記憶装置６８は、磁気ディスク、
磁気テープ、揮発性半導体メモリ、或いは不揮発性半導
体メモリなどのよく知られた記憶装置により構成されて
いる。
ＯＭ６４、ＲＡＭ６６、および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ６２は、ＲＡＭ６６の一時記憶機能を利用し
つつ予めＲＯＭ６４に記憶された手順に従って入力信号
を処理して駆動信号や表示信号などを出力する。すなわ
ち、血圧測定に際しては、ＣＰＵ６２は、予め定められ
た手順に従って減速機付きＤＣモータ４８を駆動するこ
とによりカフ１５を生体の上腕部に巻回し、空気ポンプ
４４を駆動することによりカフ１５により上腕部を圧迫
し、次いで切換弁４２を駆動してカフ１５の圧迫圧力を
徐々に降圧させ、その徐速降圧過程において得られる脈
波信号ＳＭ1 およびカフ圧信号ＳＫに基づいてオシロメ
トリック方式により血圧値を決定し、その血圧値を最高
血圧表示器３２および最低血圧表示器３４に表示させる
と同時に、記憶装置６８の血圧値記憶領域６９に順次記
憶させる。なお、この記憶装置６８は、磁気ディスク、
磁気テープ、揮発性半導体メモリ、或いは不揮発性半導
体メモリなどのよく知られた記憶装置により構成されて
いる。
【００１５】心電誘導装置７０は、被測定者の右腕１２
の手首と左腕１３の手首に接触させられる一対の電極１
８を通して、心筋の活動電位を示す心電誘導波形、所謂
心電図を連続的に検出するものであり、その心電誘導波
形を示す信号を前記電子制御装置５８へ供給する。
の手首と左腕１３の手首に接触させられる一対の電極１
８を通して、心筋の活動電位を示す心電誘導波形、所謂
心電図を連続的に検出するものであり、その心電誘導波
形を示す信号を前記電子制御装置５８へ供給する。
【００１６】次に、上記自動血圧測定装置８において前
記第１発明に対応する電子制御装置５８の制御機能の要
部を、図３の機能ブロック線図に基づいて説明する。図
３において、血圧測定手段８０は、カフ１５の圧迫圧力
を緩やかに下降させる徐速降圧過程において、圧力セン
サ４０を介して脈波弁別回路５４により採取されるカフ
脈波の振幅の変化に基づいて良く知られたオシロメトリ
ック方式により被測定者の最高血圧値ＳＢＰ及び最低血
圧値ＤＢＰを測定する。心拍周期検出手段８２は心電誘
導装置７０から検出される心電誘導波形の時間間隔たと
えばＲ波間の時間間隔を検出することにより生体の心拍
周期ＴRR（ｍｓｅｃ）を心拍毎に連続的に検出する。こ
のように連続的に検出される心拍周期ＴRRには、たとえ
ば図４に示すようなゆらぎ（変動）が存在する。
記第１発明に対応する電子制御装置５８の制御機能の要
部を、図３の機能ブロック線図に基づいて説明する。図
３において、血圧測定手段８０は、カフ１５の圧迫圧力
を緩やかに下降させる徐速降圧過程において、圧力セン
サ４０を介して脈波弁別回路５４により採取されるカフ
脈波の振幅の変化に基づいて良く知られたオシロメトリ
ック方式により被測定者の最高血圧値ＳＢＰ及び最低血
圧値ＤＢＰを測定する。心拍周期検出手段８２は心電誘
導装置７０から検出される心電誘導波形の時間間隔たと
えばＲ波間の時間間隔を検出することにより生体の心拍
周期ＴRR（ｍｓｅｃ）を心拍毎に連続的に検出する。こ
のように連続的に検出される心拍周期ＴRRには、たとえ
ば図４に示すようなゆらぎ（変動）が存在する。
【００１７】心拍周期変動信号抽出手段８４は、上記心
拍周期検出手段８２により連続的に検出された生体の心
拍周期ＴRRのゆらぎから、生体の呼吸よりも低い所定の
周波数成分から成る第１心拍周期変動信号ＬＦＣRRと、
生体の呼吸に略同期して発生する心拍周期の変動成分で
ある第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとを抽出する。心拍
周期変動信号抽出手段８４では、例えば高速フーリエ変
換（ＦＦＴ）法或いは自己回帰（ＡＲ）法などが用いら
れることにより心拍周期ＴRRのゆらぎが周波数解析さ
れ、生体の呼吸周波数帯付近（たとえば０．２５Ｈｚ）
に発生するピークを有する周波数成分の信号強度（信号
パワー）を第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとして出力
し、上記生体の呼吸周波数の１／３乃至１／４程度の周
波数帯付近（たとえば０．０７Ｈｚ）に発生するピーク
を有する周波数成分の信号強度（信号パワー）を第１心
拍周期変動信号ＬＦＣRRとして出力する。図５は、上記
心拍周期ＴRRのゆらぎから抽出された第１心拍周期変動
信号ＬＦＣRR、第２心拍周期変動信号ＨＦＣRR、および
０Ｈｚ周波数成分（直流成分）の信号ＤＣRRの信号強度
をそれぞれ示している。
拍周期検出手段８２により連続的に検出された生体の心
拍周期ＴRRのゆらぎから、生体の呼吸よりも低い所定の
周波数成分から成る第１心拍周期変動信号ＬＦＣRRと、
生体の呼吸に略同期して発生する心拍周期の変動成分で
ある第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとを抽出する。心拍
周期変動信号抽出手段８４では、例えば高速フーリエ変
換（ＦＦＴ）法或いは自己回帰（ＡＲ）法などが用いら
れることにより心拍周期ＴRRのゆらぎが周波数解析さ
れ、生体の呼吸周波数帯付近（たとえば０．２５Ｈｚ）
に発生するピークを有する周波数成分の信号強度（信号
パワー）を第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとして出力
し、上記生体の呼吸周波数の１／３乃至１／４程度の周
波数帯付近（たとえば０．０７Ｈｚ）に発生するピーク
を有する周波数成分の信号強度（信号パワー）を第１心
拍周期変動信号ＬＦＣRRとして出力する。図５は、上記
心拍周期ＴRRのゆらぎから抽出された第１心拍周期変動
信号ＬＦＣRR、第２心拍周期変動信号ＨＦＣRR、および
０Ｈｚ周波数成分（直流成分）の信号ＤＣRRの信号強度
をそれぞれ示している。
【００１８】血圧測定開始手段８６は、心拍周期変動信
号抽出手段８４により出力される第１心拍周期変動信号
ＬＦＣRRと第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとの強度比
（ＬＦＣRR／ＨＦＣRR）が予め設定される所定値Ｘ以下
となった場合に、前記血圧測定手段８０による生体の血
圧測定を開始させる。尚、この所定値Ｘは被測定者の緊
張が充分に解消された状態である場合に算出される一定
値であり、予め実験的に算出されるものである。
号抽出手段８４により出力される第１心拍周期変動信号
ＬＦＣRRと第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとの強度比
（ＬＦＣRR／ＨＦＣRR）が予め設定される所定値Ｘ以下
となった場合に、前記血圧測定手段８０による生体の血
圧測定を開始させる。尚、この所定値Ｘは被測定者の緊
張が充分に解消された状態である場合に算出される一定
値であり、予め実験的に算出されるものである。
【００１９】図６は、図３の機能ブロック線図に対応す
る上記電子制御装置５８の制御作動の要部を説明するフ
ローチャートである。図６のステップＳＡ１（以下、ス
テップを省略する。）では、カード読込み装置７２のカ
ード挿入口２８へ磁気カード７４が挿入されたか否かが
判断される。このステップＳＡ１の判断が否定された場
合には本ルーチンが終了させられるが、肯定された場合
にはＳＡ２において磁気カード７４に記録されたＩＤ信
号が読み込まれる。
る上記電子制御装置５８の制御作動の要部を説明するフ
ローチャートである。図６のステップＳＡ１（以下、ス
テップを省略する。）では、カード読込み装置７２のカ
ード挿入口２８へ磁気カード７４が挿入されたか否かが
判断される。このステップＳＡ１の判断が否定された場
合には本ルーチンが終了させられるが、肯定された場合
にはＳＡ２において磁気カード７４に記録されたＩＤ信
号が読み込まれる。
【００２０】続くＳＡ３では、読み込まれたＩＤ信号が
記憶装置６８の記憶領域に予め登録されたものであるか
否かが判断される。このＳＡ３の判断が否定された場合
すなわち磁気カード７４に記録されたＩＤ信号が未登録
である場合には、後述するＳＡ１６が実行されてカード
挿入口２８から磁気カード７４が送りだされる。しか
し、このＳＡ３の判断が肯定された場合すなわち磁気カ
ード７４に記録されたＩＤ信号が登録済である場合は、
続く心拍周期検出手段８２に対応するＳＡ４において、
心電誘導波形の時間間隔たとえばＲ波間の時間間隔が検
出されることにより生体の心拍周期ＴRRが心拍毎に連続
的に検出される。
記憶装置６８の記憶領域に予め登録されたものであるか
否かが判断される。このＳＡ３の判断が否定された場合
すなわち磁気カード７４に記録されたＩＤ信号が未登録
である場合には、後述するＳＡ１６が実行されてカード
挿入口２８から磁気カード７４が送りだされる。しか
し、このＳＡ３の判断が肯定された場合すなわち磁気カ
ード７４に記録されたＩＤ信号が登録済である場合は、
続く心拍周期検出手段８２に対応するＳＡ４において、
心電誘導波形の時間間隔たとえばＲ波間の時間間隔が検
出されることにより生体の心拍周期ＴRRが心拍毎に連続
的に検出される。
【００２１】次に、ＳＡ５においては、上記心拍周期Ｔ
RRが所定の拍数分以上検出されたか否かが判断される。
尚、この所定の拍数は後述するＳＡ６において信頼性の
高い心拍周期変動信号が安定して検出できるために最低
限必要な拍数であり、予め実験的に算出されるものであ
る。この判断が否定された場合はＳＡ４乃至ＳＡ５が繰
り返し実行されるが、この判断が肯定された場合には、
心拍周期変動信号抽出手段８４に対応するＳＡ６におい
て、生体の心拍周期ＴRRのゆらぎから、生体の呼吸より
も低い所定の周波数成分から成る第１心拍周期変動信号
ＬＦＣRRと、生体の呼吸に略同期して発生する心拍周期
の変動成分である第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとが抽
出される。
RRが所定の拍数分以上検出されたか否かが判断される。
尚、この所定の拍数は後述するＳＡ６において信頼性の
高い心拍周期変動信号が安定して検出できるために最低
限必要な拍数であり、予め実験的に算出されるものであ
る。この判断が否定された場合はＳＡ４乃至ＳＡ５が繰
り返し実行されるが、この判断が肯定された場合には、
心拍周期変動信号抽出手段８４に対応するＳＡ６におい
て、生体の心拍周期ＴRRのゆらぎから、生体の呼吸より
も低い所定の周波数成分から成る第１心拍周期変動信号
ＬＦＣRRと、生体の呼吸に略同期して発生する心拍周期
の変動成分である第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRとが抽
出される。
【００２２】次に、血圧測定開始手段８６に対応するＳ
Ａ７が実行される。ＳＡ７においては、上記第１心拍周
期変動信号ＬＦＣRRと第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRと
の強度比（ＬＦＣRR／ＨＦＣRR）が予め設定される所定
値Ｘ以下となったか否かが判断される。この判断が否定
された場合には、再び上記ＳＡ４乃至ＳＡ７が実行され
るが、この判断が肯定された場合にはＳＡ８以下の血圧
測定作動が開始される。先ずＳＡ８において、切換弁４
２が圧力供給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ４４が
駆動されてカフ圧Ｐが予め設定された目標カフ圧Ｐ
1 （例えば、１８０ｍｍＨｇ程度の圧力）まで昇圧され
た後、空気ポンプ４４が停止させられる。次いで、ＳＡ
９において、切換弁４２が徐速排気状態に切り換えられ
ることによりカフ１５内の徐速降圧が開始される。
Ａ７が実行される。ＳＡ７においては、上記第１心拍周
期変動信号ＬＦＣRRと第２心拍周期変動信号ＨＦＣRRと
の強度比（ＬＦＣRR／ＨＦＣRR）が予め設定される所定
値Ｘ以下となったか否かが判断される。この判断が否定
された場合には、再び上記ＳＡ４乃至ＳＡ７が実行され
るが、この判断が肯定された場合にはＳＡ８以下の血圧
測定作動が開始される。先ずＳＡ８において、切換弁４
２が圧力供給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ４４が
駆動されてカフ圧Ｐが予め設定された目標カフ圧Ｐ
1 （例えば、１８０ｍｍＨｇ程度の圧力）まで昇圧され
た後、空気ポンプ４４が停止させられる。次いで、ＳＡ
９において、切換弁４２が徐速排気状態に切り換えられ
ることによりカフ１５内の徐速降圧が開始される。
【００２３】次に、ＳＡ１０においては、脈波信号ＳＭ
1 が読み込まれて脈波が１拍検出されたか否かが判断さ
れる。この判断が否定された場合にはＳＡ１０が繰り返
し実行されるが、肯定された場合には、血圧測定手段８
０に対応するＳＡ１１の血圧測定ルーチンが実行され
る。この血圧測定ルーチンにおいては、カフ圧Ｐの徐速
降圧過程で逐次検出されたカフ脈波の振幅の変化に基づ
いて、良く知られたオシロメトリック方式の血圧値決定
アルゴリズムに従って最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値
ＤＢＰ1 、および平均血圧値ＭＢＰ1 が決定されると共
に、カフ脈波発生間隔に基づいて脈拍数ＨＲ1 が決定さ
れる。
1 が読み込まれて脈波が１拍検出されたか否かが判断さ
れる。この判断が否定された場合にはＳＡ１０が繰り返
し実行されるが、肯定された場合には、血圧測定手段８
０に対応するＳＡ１１の血圧測定ルーチンが実行され
る。この血圧測定ルーチンにおいては、カフ圧Ｐの徐速
降圧過程で逐次検出されたカフ脈波の振幅の変化に基づ
いて、良く知られたオシロメトリック方式の血圧値決定
アルゴリズムに従って最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値
ＤＢＰ1 、および平均血圧値ＭＢＰ1 が決定されると共
に、カフ脈波発生間隔に基づいて脈拍数ＨＲ1 が決定さ
れる。
【００２４】次に、ＳＡ１２においては、最高血圧値Ｓ
ＢＰ1 および最低血圧値ＤＢＰ1 の測定が完了したか否
かが判断される。この判断が否定された場合にはＳＡ１
０乃至ＳＡ１２が繰り返し実行される。しかし、この判
断が肯定された場合には、続くＳＡ１３において、測定
された上記最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値ＤＢＰ1、
平均血圧値ＭＢＰ1 、および脈拍数ＨＲ1 と測定日時と
が記憶装置６８の血圧値記憶領域６９内に被測定者毎に
記憶されると共に最高血圧表示器３２、最低血圧表示器
３４、脈拍数表示器３６にそれぞれ表示される。
ＢＰ1 および最低血圧値ＤＢＰ1 の測定が完了したか否
かが判断される。この判断が否定された場合にはＳＡ１
０乃至ＳＡ１２が繰り返し実行される。しかし、この判
断が肯定された場合には、続くＳＡ１３において、測定
された上記最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値ＤＢＰ1、
平均血圧値ＭＢＰ1 、および脈拍数ＨＲ1 と測定日時と
が記憶装置６８の血圧値記憶領域６９内に被測定者毎に
記憶されると共に最高血圧表示器３２、最低血圧表示器
３４、脈拍数表示器３６にそれぞれ表示される。
【００２５】次に、ＳＡ１４において、切換弁４２が急
速排気状態に切り換えられることにより、カフ１５内の
急速排圧が開始される。続いてＳＡ１５において、前記
最高血圧値ＳＢＰ1 等が、プリンタ２６により記録紙上
に表示出力される。そして、続くＳＡ１６が実行される
ことにより、磁気カード７４がカード挿入口２８から送
り出される。
速排気状態に切り換えられることにより、カフ１５内の
急速排圧が開始される。続いてＳＡ１５において、前記
最高血圧値ＳＢＰ1 等が、プリンタ２６により記録紙上
に表示出力される。そして、続くＳＡ１６が実行される
ことにより、磁気カード７４がカード挿入口２８から送
り出される。
【００２６】上述のように本実施例によれば、前記第１
心拍周期変動信号ＬＦＣRRと第２心拍周期変動信号ＨＦ
ＣRRとの強度比が予め実験的に求められる所定値Ｘ以下
である場合、すなわち、交感神経の興奮度が低くて被測
定者の緊張が充分解消した状態である場合にのみ血圧測
定が開始されるので、信頼度の高い血圧値が安定して測
定される。さらに、後述する第１心拍周期変動信号ＬＦ
ＣRRの強度のみに基づいて被測定者の緊張度が判定され
る場合と比べて、生体の心拍周期のゆらぎから抽出され
る変動信号全体の信号強度が大きい場合などの個人差に
よる影響がより解消されるので、被測定者の緊張度を判
定するために予め設定される所定値Ｘの判定精度が向上
させられる。
心拍周期変動信号ＬＦＣRRと第２心拍周期変動信号ＨＦ
ＣRRとの強度比が予め実験的に求められる所定値Ｘ以下
である場合、すなわち、交感神経の興奮度が低くて被測
定者の緊張が充分解消した状態である場合にのみ血圧測
定が開始されるので、信頼度の高い血圧値が安定して測
定される。さらに、後述する第１心拍周期変動信号ＬＦ
ＣRRの強度のみに基づいて被測定者の緊張度が判定され
る場合と比べて、生体の心拍周期のゆらぎから抽出され
る変動信号全体の信号強度が大きい場合などの個人差に
よる影響がより解消されるので、被測定者の緊張度を判
定するために予め設定される所定値Ｘの判定精度が向上
させられる。
【００２７】次に、上記自動血圧測定装置８において前
記第２発明に対応する電子制御装置５８の制御機能の要
部を、図７の機能ブロック線図に基づいて説明する。図
７において、心拍数算出手段８８は前記生体の心拍周期
ＴRR（ｍｓｅｃ）に基づいて数式１から、生体の心拍数
ＨＲ（ｂｐｍ）を心拍毎に連続的に算出する。判断基準
心拍数算出手段９０は、心拍数算出手段８８により心拍
毎に連続的に算出される心拍数ＨＲのうち予め設定され
た一定区間内の心拍数を統計的に処理する。例えば６拍
毎の心拍数ＨＲの移動平均値〔＝（ＨＲ1 ＋・・・・＋
ＨＲ6 ）／６〕を算出することにより判断基準心拍数Ｈ
ＲS を連続的に算出するのである。
記第２発明に対応する電子制御装置５８の制御機能の要
部を、図７の機能ブロック線図に基づいて説明する。図
７において、心拍数算出手段８８は前記生体の心拍周期
ＴRR（ｍｓｅｃ）に基づいて数式１から、生体の心拍数
ＨＲ（ｂｐｍ）を心拍毎に連続的に算出する。判断基準
心拍数算出手段９０は、心拍数算出手段８８により心拍
毎に連続的に算出される心拍数ＨＲのうち予め設定され
た一定区間内の心拍数を統計的に処理する。例えば６拍
毎の心拍数ＨＲの移動平均値〔＝（ＨＲ1 ＋・・・・＋
ＨＲ6 ）／６〕を算出することにより判断基準心拍数Ｈ
ＲS を連続的に算出するのである。
【００２８】血圧測定開始手段９２は、判断基準心拍数
算出手段９０により算出される判断基準心拍数ＨＲS か
らの、心拍数算出手段８８により続いて算出される心拍
数ＨＲのずれが所定の範囲内となったこと、例えば、或
る時点に過去６拍分の心拍数ＨＲに基づいて算出された
判断基準心拍数ＨＲAVE の±１ｂｐｍの範囲内に、続い
て算出される７拍目、８拍目にあたる心拍数ＨＲが２拍
とも入ったことに基づいて前記血圧測定手段８０による
生体の血圧測定を開始させる。もし２拍とも所定の範囲
内に入らなかったとすれば、その最初に入らなかった心
拍数ＨＲを新たに６拍目の心拍数ＨＲとした連続した６
拍の心拍数ＨＲから同じように判断基準心拍数ＨＲS が
算出されると共に、同じように±１ｂｐｍの範囲が設定
され、続いて算出される２拍の心拍数ＨＲについて所定
の範囲内に入ったか否かが判断される。
算出手段９０により算出される判断基準心拍数ＨＲS か
らの、心拍数算出手段８８により続いて算出される心拍
数ＨＲのずれが所定の範囲内となったこと、例えば、或
る時点に過去６拍分の心拍数ＨＲに基づいて算出された
判断基準心拍数ＨＲAVE の±１ｂｐｍの範囲内に、続い
て算出される７拍目、８拍目にあたる心拍数ＨＲが２拍
とも入ったことに基づいて前記血圧測定手段８０による
生体の血圧測定を開始させる。もし２拍とも所定の範囲
内に入らなかったとすれば、その最初に入らなかった心
拍数ＨＲを新たに６拍目の心拍数ＨＲとした連続した６
拍の心拍数ＨＲから同じように判断基準心拍数ＨＲS が
算出されると共に、同じように±１ｂｐｍの範囲が設定
され、続いて算出される２拍の心拍数ＨＲについて所定
の範囲内に入ったか否かが判断される。
【００２９】
【数１】ＨＲ＝（６００００／ＴRR）
【００３０】図８は、図７の機能ブロック線図に対応す
る上記自動血圧測定装置８における電子制御装置５８の
制御作動の要部を説明するフローチャートである。図８
において、ステップＳＢ１（以下、ステップを省略す
る。）では、カード読込み装置７２のカード挿入口２８
へ磁気カード７４が挿入されたか否かが判断される。こ
のステップＳＢ１の判断が否定された場合には本ルーチ
ンが終了させられるが、肯定された場合にはＳＢ２にお
いて磁気カード７４に記録されたＩＤ信号が読み込まれ
る。
る上記自動血圧測定装置８における電子制御装置５８の
制御作動の要部を説明するフローチャートである。図８
において、ステップＳＢ１（以下、ステップを省略す
る。）では、カード読込み装置７２のカード挿入口２８
へ磁気カード７４が挿入されたか否かが判断される。こ
のステップＳＢ１の判断が否定された場合には本ルーチ
ンが終了させられるが、肯定された場合にはＳＢ２にお
いて磁気カード７４に記録されたＩＤ信号が読み込まれ
る。
【００３１】続くＳＢ３では、読み込まれたＩＤ信号が
記憶装置６８の記憶領域に予め登録されたものであるか
否かが判断される。このＳＢ３の判断が否定された場合
すなわち磁気カード７４に記録されたＩＤ信号が未登録
である場合には、後述するＳＢ１８が実行されてカード
挿入口２８から磁気カード７４が送りだされる。しか
し、このＳＢ３の判断が肯定された場合すなわち磁気カ
ード７４に記録されたＩＤ信号が登録済である場合に
は、続くＳＢ４において、心電誘導波形の時間間隔たと
えばＲ波間の時間間隔が検出されることにより生体の心
拍周期ＴRR（ｍｓｅｃ）が心拍毎に連続的に検出され
る。
記憶装置６８の記憶領域に予め登録されたものであるか
否かが判断される。このＳＢ３の判断が否定された場合
すなわち磁気カード７４に記録されたＩＤ信号が未登録
である場合には、後述するＳＢ１８が実行されてカード
挿入口２８から磁気カード７４が送りだされる。しか
し、このＳＢ３の判断が肯定された場合すなわち磁気カ
ード７４に記録されたＩＤ信号が登録済である場合に
は、続くＳＢ４において、心電誘導波形の時間間隔たと
えばＲ波間の時間間隔が検出されることにより生体の心
拍周期ＴRR（ｍｓｅｃ）が心拍毎に連続的に検出され
る。
【００３２】次に、心拍数算出手段８８に対応するＳＢ
５において、前記生体の心拍周期Ｔ RRに基づいて前述の
数式１から、生体の心拍数ＨＲ（ｂｐｍ）が心拍毎に連
続的に算出される。続いてＳＢ６において、心拍数ＨＲ
が、例えば６拍分以上算出されたか否かが判断される。
この判断が否定された場合にはＳＢ４乃至ＳＢ６が繰り
返し実行されるが、この判断が肯定された場合には、判
断基準心拍数算出手段９０に対応するＳＢ７において、
例えば６拍分の移動平均値が算出されることにより判断
基準心拍数ＨＲS が求められる。尚、移動平均値を算出
するために用いられる６拍分の心拍数ＨＲとしては、こ
のＳＢ７が繰り返し実行される毎に、常にその実行時点
における最新の連続した６拍分の心拍数ＨＲが用いられ
る。
５において、前記生体の心拍周期Ｔ RRに基づいて前述の
数式１から、生体の心拍数ＨＲ（ｂｐｍ）が心拍毎に連
続的に算出される。続いてＳＢ６において、心拍数ＨＲ
が、例えば６拍分以上算出されたか否かが判断される。
この判断が否定された場合にはＳＢ４乃至ＳＢ６が繰り
返し実行されるが、この判断が肯定された場合には、判
断基準心拍数算出手段９０に対応するＳＢ７において、
例えば６拍分の移動平均値が算出されることにより判断
基準心拍数ＨＲS が求められる。尚、移動平均値を算出
するために用いられる６拍分の心拍数ＨＲとしては、こ
のＳＢ７が繰り返し実行される毎に、常にその実行時点
における最新の連続した６拍分の心拍数ＨＲが用いられ
る。
【００３３】次にＳＢ８において、７拍目にあたる心拍
数ＨＲが算出されたか否かが判断される。この判断が否
定された場合には、ＳＢ４乃至ＳＢ８が繰り返し実行さ
れるが、この判断が肯定された場合には、続く血圧測定
開始手段９２に対応するＳＢ９及びＳＢ１０が実行され
る。まずＳＢ９においては、判断基準心拍数ＨＲS の±
１ｂｐｍの範囲内に、上記７拍目にあたる心拍数ＨＲが
入ったか否かが判断される。この判断が否定された場合
には、ＳＢ４乃至ＳＢ９が繰り返し実行される。
数ＨＲが算出されたか否かが判断される。この判断が否
定された場合には、ＳＢ４乃至ＳＢ８が繰り返し実行さ
れるが、この判断が肯定された場合には、続く血圧測定
開始手段９２に対応するＳＢ９及びＳＢ１０が実行され
る。まずＳＢ９においては、判断基準心拍数ＨＲS の±
１ｂｐｍの範囲内に、上記７拍目にあたる心拍数ＨＲが
入ったか否かが判断される。この判断が否定された場合
には、ＳＢ４乃至ＳＢ９が繰り返し実行される。
【００３４】しかし、この判断が肯定された場合には、
続くＳＢ１０において、ＳＢ９の判断が２回続けて肯定
されているか否かが判断される。この判断が否定された
場合には、ＳＢ４乃至ＳＢ１０が繰り返し実行される
が、この判断が肯定された場合には、続くＳＢ１１以下
の血圧測定作動が開始される。先ずＳＢ１１において切
換弁４２が圧力供給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ
４４が駆動されてカフ圧Ｐが予め設定された目標カフ圧
Ｐ1 （例えば、１８０ｍｍＨｇ程度の圧力）まで昇圧さ
れた後、空気ポンプ４４が停止させられる。次いで、Ｓ
Ｂ１２において、切換弁４２が徐速排気状態に切り換え
られることによりカフ１５内の徐速降圧が開始される。
続くＳＢ１０において、ＳＢ９の判断が２回続けて肯定
されているか否かが判断される。この判断が否定された
場合には、ＳＢ４乃至ＳＢ１０が繰り返し実行される
が、この判断が肯定された場合には、続くＳＢ１１以下
の血圧測定作動が開始される。先ずＳＢ１１において切
換弁４２が圧力供給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ
４４が駆動されてカフ圧Ｐが予め設定された目標カフ圧
Ｐ1 （例えば、１８０ｍｍＨｇ程度の圧力）まで昇圧さ
れた後、空気ポンプ４４が停止させられる。次いで、Ｓ
Ｂ１２において、切換弁４２が徐速排気状態に切り換え
られることによりカフ１５内の徐速降圧が開始される。
【００３５】次に、ＳＢ１３においては、脈波信号ＳＭ
1 が読み込まれて脈波が１拍検出されたか否かが判断さ
れる。この判断が否定された場合にはＳＢ１３が繰り返
し実行されるが、肯定された場合には、血圧測定手段８
０に対応するＳＢ１４の血圧測定ルーチンが実行され
る。この血圧測定ルーチンにおいては、カフ圧Ｐの徐速
降圧過程で逐次検出されるカフ脈波の振幅の変化に基づ
いて、良く知られたオシロメトリック方式の血圧値決定
アルゴリズムに従って最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値
ＤＢＰ1 、および平均血圧値ＭＢＰ1 が決定されると共
に、カフ脈波の発生間隔に基づいて脈拍数ＰＲが決定さ
れる。
1 が読み込まれて脈波が１拍検出されたか否かが判断さ
れる。この判断が否定された場合にはＳＢ１３が繰り返
し実行されるが、肯定された場合には、血圧測定手段８
０に対応するＳＢ１４の血圧測定ルーチンが実行され
る。この血圧測定ルーチンにおいては、カフ圧Ｐの徐速
降圧過程で逐次検出されるカフ脈波の振幅の変化に基づ
いて、良く知られたオシロメトリック方式の血圧値決定
アルゴリズムに従って最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値
ＤＢＰ1 、および平均血圧値ＭＢＰ1 が決定されると共
に、カフ脈波の発生間隔に基づいて脈拍数ＰＲが決定さ
れる。
【００３６】次に、ＳＢ１５において、最高血圧値ＳＢ
Ｐ1 および最低血圧値ＤＢＰ1 の測定が完了したか否か
が判断される。この判断が否定された場合にはＳＢ１３
乃至ＳＢ１５が繰り返し実行される。しかし、この判断
が肯定された場合には、続くＳＢ１６において、測定さ
れた上記最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値ＤＢＰ1 、平
均血圧値ＭＢＰ1 、および脈拍数ＰＲと測定日時とが記
憶装置６８の血圧値記憶領域６９内に被測定者毎に記憶
されると共に最高血圧表示器３２、最低血圧表示器３
４、脈拍数表示器３６にそれぞれ表示される。
Ｐ1 および最低血圧値ＤＢＰ1 の測定が完了したか否か
が判断される。この判断が否定された場合にはＳＢ１３
乃至ＳＢ１５が繰り返し実行される。しかし、この判断
が肯定された場合には、続くＳＢ１６において、測定さ
れた上記最高血圧値ＳＢＰ1 、最低血圧値ＤＢＰ1 、平
均血圧値ＭＢＰ1 、および脈拍数ＰＲと測定日時とが記
憶装置６８の血圧値記憶領域６９内に被測定者毎に記憶
されると共に最高血圧表示器３２、最低血圧表示器３
４、脈拍数表示器３６にそれぞれ表示される。
【００３７】次に、ＳＢ１７において、切換弁４２が急
速排気状態に切り換えられることにより、カフ１５内の
急速排圧が開始される。続いてＳＢ１８において、前記
最高血圧値ＳＢＰ1 等が、プリンタ２６により記録紙上
に表示出力される。そして、続くＳＢ１９が実行される
ことにより、磁気カード７４がカード挿入口２８から送
り出される。
速排気状態に切り換えられることにより、カフ１５内の
急速排圧が開始される。続いてＳＢ１８において、前記
最高血圧値ＳＢＰ1 等が、プリンタ２６により記録紙上
に表示出力される。そして、続くＳＢ１９が実行される
ことにより、磁気カード７４がカード挿入口２８から送
り出される。
【００３８】上述のように本実施例によれば、心拍数算
出手段８８に対応するＳＢ５により連続的に算出される
生体の心拍数ＨＲから、判断基準心拍数算出手段９０に
対応するＳＢ７により判断基準心拍数ＨＲS が連続的に
算出され、或る時点に算出された判断基準心拍数ＨＲS
の±１ｂｐｍの範囲内に、続いて算出される心拍数ＨＲ
が入るという動作が２回繰り返された場合に、血圧測定
手段８０に対応するＳＢ１４による血圧測定が血圧測定
開始手段９２に対応するＳＢ９乃至ＳＢ１０により開始
される。従って、判断基準心拍数ＨＲS からの生体の心
拍数ＨＲのずれが所定の範囲内となった場合、すなわ
ち、交感神経の興奮度が低くて被測定者の心拍が充分に
安定した状態となった場合にのみ血圧測定が開始される
ので、信頼度の高い血圧値が安定して測定される。
出手段８８に対応するＳＢ５により連続的に算出される
生体の心拍数ＨＲから、判断基準心拍数算出手段９０に
対応するＳＢ７により判断基準心拍数ＨＲS が連続的に
算出され、或る時点に算出された判断基準心拍数ＨＲS
の±１ｂｐｍの範囲内に、続いて算出される心拍数ＨＲ
が入るという動作が２回繰り返された場合に、血圧測定
手段８０に対応するＳＢ１４による血圧測定が血圧測定
開始手段９２に対応するＳＢ９乃至ＳＢ１０により開始
される。従って、判断基準心拍数ＨＲS からの生体の心
拍数ＨＲのずれが所定の範囲内となった場合、すなわ
ち、交感神経の興奮度が低くて被測定者の心拍が充分に
安定した状態となった場合にのみ血圧測定が開始される
ので、信頼度の高い血圧値が安定して測定される。
【００３９】以上、本発明の様々な実施例を図面に基づ
いて詳細に説明したが、本発明はその他の態様において
も適用される。
いて詳細に説明したが、本発明はその他の態様において
も適用される。
【００４０】例えば、前述の実施例において、心拍周期
変動信号抽出手段８４に対応するＳＡ６は、前記第１心
拍周期変動信号ＬＦＣRRのみを出力し、血圧測定開始手
段８６に対応するＳＡ７は、この第１心拍周期変動信号
ＬＦＣRRの強度が予め設定される所定値Ｙ以下となった
場合に、前記血圧測定手段８０に対応するＳＡ１１によ
る生体の血圧測定を開始させるように構成されていても
構わない。尚、この所定値Ｙは被測定者の緊張が充分に
解消された状態にある場合に算出される一定値であり、
予め実験的に算出されるものである。このようにすれ
ば、第１心拍周期変動信号ＬＦＣRRの強度が所定値Ｙ以
下である場合、すなわち、被測定者の緊張が充分に解消
された状態にある場合にのみ血圧測定が開始されるの
で、信頼度の高い血圧値が安定して測定される。
変動信号抽出手段８４に対応するＳＡ６は、前記第１心
拍周期変動信号ＬＦＣRRのみを出力し、血圧測定開始手
段８６に対応するＳＡ７は、この第１心拍周期変動信号
ＬＦＣRRの強度が予め設定される所定値Ｙ以下となった
場合に、前記血圧測定手段８０に対応するＳＡ１１によ
る生体の血圧測定を開始させるように構成されていても
構わない。尚、この所定値Ｙは被測定者の緊張が充分に
解消された状態にある場合に算出される一定値であり、
予め実験的に算出されるものである。このようにすれ
ば、第１心拍周期変動信号ＬＦＣRRの強度が所定値Ｙ以
下である場合、すなわち、被測定者の緊張が充分に解消
された状態にある場合にのみ血圧測定が開始されるの
で、信頼度の高い血圧値が安定して測定される。
【００４１】また、前述の実施例において、血圧測定手
段８０に対応するＳＡ１１、ＳＢ１４においては、オシ
ロメトリック方式による血圧測定が行われていたが、別
にコロトコフ音方式による血圧測定が行われていても構
わないし、その他の血圧測定方法が採用されていても構
わない。
段８０に対応するＳＡ１１、ＳＢ１４においては、オシ
ロメトリック方式による血圧測定が行われていたが、別
にコロトコフ音方式による血圧測定が行われていても構
わないし、その他の血圧測定方法が採用されていても構
わない。
【００４２】また、前述の実施例においては、被測定者
の緊張度を判断するための所定値Ｘ、Ｙは実験的に求め
られた一定値が予め設定されていたが、別に操作パネル
２０上に設けられたスイッチ等により、個人別に逐次設
定するように構成されていても構わない。
の緊張度を判断するための所定値Ｘ、Ｙは実験的に求め
られた一定値が予め設定されていたが、別に操作パネル
２０上に設けられたスイッチ等により、個人別に逐次設
定するように構成されていても構わない。
【００４３】また、前述の実施例において、判断基準心
拍数算出手段９０に対応するＳＢ７においては、６拍の
心拍数ＨＲの移動平均値が算出されることにより判断基
準心拍数ＨＲS が求められていたが、例えば、心拍数Ｈ
Ｒの回帰直線から判断基準心拍数ＨＲS が求められるよ
うに構成されていても構わない。
拍数算出手段９０に対応するＳＢ７においては、６拍の
心拍数ＨＲの移動平均値が算出されることにより判断基
準心拍数ＨＲS が求められていたが、例えば、心拍数Ｈ
Ｒの回帰直線から判断基準心拍数ＨＲS が求められるよ
うに構成されていても構わない。
【００４４】また、前述の実施例において、心電誘導装
置７０から検出される心電誘導波形の周期毎に発生する
所定の部位から、前記カフ１５において検出されるカフ
脈波の周期毎に発生する所定の部位までの時間差Ｔｄを
算出することにより、その時間差Ｔｄに基づいて所定の
関係から被測定者の動脈内を伝播する脈波の伝播速度を
測定することが可能なように構成されていてもよい。こ
のようにすれば、被測定者の健康状態をより多面的に把
握することが可能になるという利点がある。
置７０から検出される心電誘導波形の周期毎に発生する
所定の部位から、前記カフ１５において検出されるカフ
脈波の周期毎に発生する所定の部位までの時間差Ｔｄを
算出することにより、その時間差Ｔｄに基づいて所定の
関係から被測定者の動脈内を伝播する脈波の伝播速度を
測定することが可能なように構成されていてもよい。こ
のようにすれば、被測定者の健康状態をより多面的に把
握することが可能になるという利点がある。
【００４５】また、前述の実施例において、心電誘導波
形検出機能付き自動血圧測定装置８は、電極１８が本体
に一体的に設けられるアームレスト上に設置されること
により、簡便に心電誘導波形が検出できるように構成さ
れていたが、別にこのような構造に限定される必要はな
く、例えば、吸盤状の電極１８を生体の一部に吸着さ
せ、その電極１８から延長されるコードが本体と接続さ
れることにより心電誘導波形が検出されるように構成さ
れていても勿論構わない。
形検出機能付き自動血圧測定装置８は、電極１８が本体
に一体的に設けられるアームレスト上に設置されること
により、簡便に心電誘導波形が検出できるように構成さ
れていたが、別にこのような構造に限定される必要はな
く、例えば、吸盤状の電極１８を生体の一部に吸着さ
せ、その電極１８から延長されるコードが本体と接続さ
れることにより心電誘導波形が検出されるように構成さ
れていても勿論構わない。
【００４６】また、前述の実施例においては、ＳＡ５に
おいて心拍周期ＴRRが予め実験的に算出された所定の拍
数分以上検出されたか否かが判断されているが、この拍
数は１拍でも構わない。すなわち、ＳＡ５は省略するこ
ともできる。
おいて心拍周期ＴRRが予め実験的に算出された所定の拍
数分以上検出されたか否かが判断されているが、この拍
数は１拍でも構わない。すなわち、ＳＡ５は省略するこ
ともできる。
【００４７】本発明はその主旨を逸脱しない範囲におい
てその他種々の変更が加えられ得るものである。
てその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である心電誘導波形検出機能
付き自動血圧測定装置を説明する斜視図である。
付き自動血圧測定装置を説明する斜視図である。
【図２】図１の実施例の回路構成を説明するブロック線
図である。
図である。
【図３】図１の実施例の電子制御装置５８の前記第１発
明に対応する制御機能の要部を説明する機能ブロック線
図である。
明に対応する制御機能の要部を説明する機能ブロック線
図である。
【図４】図１の実施例の心電誘導装置により検出される
心電誘導波形のＲ波間の時間間隔から検出される心拍周
期ＴRRのゆらぎ（変動）を例示した図である。
心電誘導波形のＲ波間の時間間隔から検出される心拍周
期ＴRRのゆらぎ（変動）を例示した図である。
【図５】上記心拍周期ＴRRのゆらぎから抽出される第１
心拍周期変動信号ＬＦＣRR、第２心拍周期変動信号ＨＦ
ＣRR、および０Ｈｚの周波数成分（直流成分）ＤＣRRを
例示した図である。
心拍周期変動信号ＬＦＣRR、第２心拍周期変動信号ＨＦ
ＣRR、および０Ｈｚの周波数成分（直流成分）ＤＣRRを
例示した図である。
【図６】図３の機能ブロック線図に対応する電子制御装
置５８の制御作動の要部を説明するフローチャートであ
る。
置５８の制御作動の要部を説明するフローチャートであ
る。
【図７】図１の実施例の電子制御装置５８の前記第２発
明に対応する制御機能の要部を説明する機能ブロック線
図である。
明に対応する制御機能の要部を説明する機能ブロック線
図である。
【図８】図７の機能ブロック線図に対応する電子制御装
置５８の制御作動の要部を説明するフローチャートであ
る。
置５８の制御作動の要部を説明するフローチャートであ
る。
１０：心電誘導波形検出機能付き自動血圧測定装置 １５：カフ １８：電極 ７０：心電誘導装置 ８０：血圧測定手段 ８２：心拍周期検出手段 ８４：心拍周期変動信号抽出手段 ８６：血圧測定開始手段 ８８：心拍数算出手段 ９０：判断基準心拍数算出手段 ９２：血圧測定開始手段
Claims (3)
- 【請求項１】 生体の血圧値を測定する血圧測定手段を
備えた自動血圧測定装置において、 前記生体の心拍周期を連続的に検出する心拍周期検出手
段と、 該心拍周期検出手段により連続的に検出された該生体の
心拍周期のゆらぎから、該生体の呼吸周波数よりも低い
所定の周波数成分である第１心拍周期変動信号を抽出す
る心拍周期変動信号抽出手段と、 前記第１心拍周期変動信号の強度に基づいて、前記血圧
測定手段による生体の血圧測定を開始させる血圧測定開
始手段とを、含むことを特徴とする自動血圧測定装置。 - 【請求項２】 前記心拍周期変動信号抽出手段は、前記
心拍周期検出手段により連続的に検出される前記生体の
心拍周期のゆらぎから、前記第１心拍周期変動信号に加
えて、該生体の呼吸周波数に略等しい所定の周波数成分
である第２心拍周期変動信号も抽出するものであり、 前記血圧測定開始手段は、該心拍周期変動信号抽出手段
により抽出された前記第１心拍周期変動信号と前記第２
心拍周期変動信号との強度比に基づいて、前記血圧測定
手段による生体の血圧測定を開始させるものである請求
項１に記載の自動血圧測定装置。 - 【請求項３】 生体の血圧値を測定する血圧測定手段を
備えた自動血圧測定装置において、 前記生体の心拍周期に基づいて所定の関係から該生体の
心拍数を連続的に算出する心拍数算出手段と、 該心拍数算出手段により連続的に算出される該生体の心
拍数のうち予め設定された一定区間内の心拍数を統計的
に処理することにより判断基準心拍数を算出する判断基
準心拍数算出手段と、 該判断基準心拍数算出手段により算出された判断基準心
拍数からの、前記心拍数算出手段により続いて算出され
る心拍数のずれが所定範囲内となった場合に前記血圧測
定手段による生体の血圧測定を開始させる血圧測定開始
手段とを、含むことを特徴とする自動血圧測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8031901A JPH09220205A (ja) | 1996-02-20 | 1996-02-20 | 自動血圧測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8031901A JPH09220205A (ja) | 1996-02-20 | 1996-02-20 | 自動血圧測定装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09220205A true JPH09220205A (ja) | 1997-08-26 |
Family
ID=12343918
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8031901A Pending JPH09220205A (ja) | 1996-02-20 | 1996-02-20 | 自動血圧測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH09220205A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005058766A (ja) * | 2003-08-11 | 2005-03-10 | Samsung Electronics Co Ltd | 動雑音が除去された血流量信号検出装置及び方法、そしてこれを用いたストレス検査装置 |
| JP2005237472A (ja) * | 2004-02-24 | 2005-09-08 | 七臣 ▲苅▼尾 | 血圧測定装置 |
| WO2009020114A1 (ja) * | 2007-08-09 | 2009-02-12 | Omron Healthcare Co., Ltd. | 適切なタイミングで測定できる血圧測定装置 |
| JP2018538091A (ja) * | 2015-12-23 | 2018-12-27 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 血圧測定の信頼性を評価する方法およびこれを実装する装置 |
-
1996
- 1996-02-20 JP JP8031901A patent/JPH09220205A/ja active Pending
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005058766A (ja) * | 2003-08-11 | 2005-03-10 | Samsung Electronics Co Ltd | 動雑音が除去された血流量信号検出装置及び方法、そしてこれを用いたストレス検査装置 |
| JP2005237472A (ja) * | 2004-02-24 | 2005-09-08 | 七臣 ▲苅▼尾 | 血圧測定装置 |
| WO2009020114A1 (ja) * | 2007-08-09 | 2009-02-12 | Omron Healthcare Co., Ltd. | 適切なタイミングで測定できる血圧測定装置 |
| JP2009039352A (ja) * | 2007-08-09 | 2009-02-26 | Omron Healthcare Co Ltd | 血圧測定装置 |
| US9060694B2 (en) | 2007-08-09 | 2015-06-23 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Blood pressure measurement device for measuring at appropriate timing |
| JP2018538091A (ja) * | 2015-12-23 | 2018-12-27 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 血圧測定の信頼性を評価する方法およびこれを実装する装置 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20040115 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040225 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20041118 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20041130 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050131 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20050222 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20050621 |