JPS59166130A - 血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は血圧測定装置に関するものであシ、特に被測定
者に与えるうつ直感の早期解除並びに測定期間の短縮を
図シ得る血圧測定装置に関するものである。

従来より、被測定者の身体の一部に取シ付けられ、当該
部分の圧迫状態を適宜変化せしめ得るカッと、該カフ内
に所定の気体を供給せしめ、該カフ内の圧力を高めて前
記カフによる圧迫を行なわしめる送気手段とを含み、か
かるカフ内への気体の供給若しくはそれからの気体の放
出によって変化せしめられる圧迫状態に応じて変化する
脈波に基づいて血圧測定を行なうようにした血圧測定装
置が知られている。

従来のこの種の血圧測定装置は、一般に、カフ内の気体
を急速に系外へ放出し得る急速排出弁を備えており、所
定の血圧測定終了後、直ちにその排出弁を開状態に設定
し、カフを測定開始前の非圧迫状態に速やかに復帰させ
ることによって、カフの圧迫により被測定者に与えられ
るうつ直感の早期解除並びに指定期間の短縮を図るよう
にされていた。

しかしながら、と述のような、カフ内の気体の自圧によ
ってカフ内の気体の系外への自然放出を図る従来の装置
では、カフ内圧が高い場合には気体の放出も急速に為さ
れるが、気体の放出によってカフ内圧が低下してくると
、その低下に従って気体の放出速度も低下してしまうた
め、カフ内圧が測定開始前の状、熊に戻るまでにはかな
りの時間を要し、しかもカフの形状自体は最終的に測定
開始前の状態に復帰せず、カフ内に多少の気体が残留し
た状態で気体の放出が終了するのが実情であった。この
ため、うっ直感の早期解除並びに指定期間の短縮は光切
の予想程には達成され得す、特にうっ直感はカフが身体
から取り外されるまで解消され得なかったのである。

そして、このような従来装置の欠点は、血圧測定が単発
的に行々われるような場合にはそれ程問題はないが、所
定の周期で血圧測定を自動的に繰返すタイプの血圧測定
装置では極めて大きな問題であったのである。

所定の周期で血圧測定を繰返す血圧測定装置では、血圧
測定周期を出来るだけ短くして被測定者の血圧変動状態
を速やかに知る必要がある場合が多いのであるが、測定
期間（血圧測定を開始してからカフ内圧が測定開始前の
状態に戻るまでの期間）が終了するまでは、たとえ所定
の血圧値が検出された後でも次の血圧測定を開始するこ
とができず、それ故前述のような欠点を有する従来の装
置にあっては、測定周期が不当に長くなってはなはだ不
都合であったのである。

すなわち、カフ内圧を検出する圧力センサ等の精度は周
囲温度の変化につれてわずかながら変動し、これに伴っ
て圧力の基準零点位置も移動してしまうため、血圧測定
を自動的に繰返す血圧測定装置では、各血圧測定サイク
ル毎に非圧迫状態のカフ内圧を予め検出し、これによっ
てその都度零点調整を行なう必要があったのであり、従
って各サイクルの血圧測定は前回の血圧測定期間の経過
を待って行なう必要があったのである。

捷だ、と述のような血圧測定装置では、短周期による血
圧測定を長期間にわたって行なう場合、被測定者に実際
にうっ血症状を惹起せしめる恐れがあるところから、そ
のよう々血圧測定を許容する測定許容期間は通常ある程
度に制限されるのであるが、従来のような、非血圧測定
時においても被測定者にうっ直感を与える装置では、上
述のようなうっ血症状が早期に惹起され易く、測定許容
期間は必要以上に制限されていたのである。

本発明は、上述のような事情に鑑みて為されたものであ
って、その目的とするところは、前述の如ぎ、カフ内へ
の気体の供給若しくはそれからの気体の放出によって変
化せしめられる身体の被圧迫部分の圧迫状態に応じて変
化する脈波に基づいて血圧測定を行なうようにした血圧
測定装置にお論で、所定の周期で血圧測定を自動的に繰
返す形式の装置に適用して好適な、うっ直感の早期解除
並びに測定期間の短縮を図り得る血圧測定装置を提供す
ることにある。

そして、この目的を達成するために、本発明にあっては
、上述のような血圧測定装置において、カフ内の気体全
積極的（て吸引し、系外に排出せしめる吸引手段を設け
、カフ内への気体の供給若しくはそれからの気体の放出
に従って血圧測定が行なわれた後に、該吸引手段によっ
て該カフ内に残存する気体が吸引、除去せしめられるよ
うにしたのである。

このようにすれば、カフ内の気体は吸引手段によって所
定の速度で確実に系外へ放出されるのでカフ内圧１ｌ−
１：速やかに測定開始前の状態に復帰させられることと
なり、うつ直感の早期解除並びに所Ｗｉ”４１１１１１
定期間の短縮が可能となるのである。

寸だ、」−、述のよう方装置を、所定の周期で血圧４ｊ
１１定を自動的に繰返すタイプの装置に適用すれば、従
来より繰返し周期の短い血圧測定が可能となるのである
。

しかも、本発明によれば、カフ内の気体の全てを系外に
放出するように装置を構成することも可能であり、この
ように構成することによって、従来装置に比べて連続的
な測定許容期間をより長くすることが出来るようにもな
ったのである。

以下、本発明を一層具体的に明らかにするために、その
一実施例であるオシロメトリック方式の血圧測定装置に
ついて、図面に基づいて詳細に説明するが、本発明がマ
イクロホン方式、超音波方式等の、カフを用いた非観血
方式の血圧測定装置についても適用し得ることは言う寸
でもない。

なお、ここにおいて、オシロメトリック方式とは、血圧
値を決定するために検出される脈波が、人体の脈拍に同
期したカフの圧力振動であるものであって、かかる圧力
振動に基づいて血圧値を決定する方式をいい、また、マ
イクロホン方式と１は脈波が人体の脈拍に同期して発生
するコロ１−コロ（ＫＯ凡０ＴＯＫＯＦＦ　）音であっ
て、マイクロホンで検出したコロトコフ音に基づいて血
圧値を決定する方式を、史に超音波方式とは、脈拍に同
期した動脈の振動を超音波のドツプラ変位量としてとら
れ、かかるドツプラ変位量に咄づいて血圧値を決定する
方式をいう。

本発明に係るオシロメトリック方式の血圧測定装置の一
実施例を第１図に示す。同図において、２　（ｄ、被測
定者の身体の一部に取り付けられて当該部分を圧迫する
ための袋状のカフであって、このカフ２にｌｄ、カフ２
内の圧力を検出してその圧力を表わす圧力信号Ｓ　Ｐを
出力する圧力センサ４が接続されている。圧力センサ４
は、圧力信号ＳＰを増幅器６を介してローパスフィルタ
８並びにバンドパスフィルタ１０に供給するｃ また、ローパスフィルタ８はＡ／Ｄコンバータを（、ｉ
ｆｊえており、圧力信号ＳＰ中から比較的周波数の高い
脈波信号成分や雑音成分等を除いて変化の緩やかな圧力
値信号ＰＤを取り出し、これをデジタル信号に変換して
Ｉ１０ボー）１２に供給する。

一方、バンドパスフィルタ１ｏ　も同じ＜　Ａ／Ｄ：］
ンバータを備えており、圧力信・号ＳＰ中から脈波すな
わち、カフ２で身体の一部を圧迫すると、６臓の収縮に
伴なう動脈の拍動（脈拍）たる動脈の振動がカフ２の圧
力振動（脈波）として得られるのでちり、か差・る圧力
振動が比較的周波数の高−脈波信号成分として緩やかに
変化させられる圧力値信号（ＰＤ）成分と共に圧力信号
ＳＰを成しているのである。そして、それら脈波信号成
分と圧力値信号成分とがそれぞれ分離されてＡ／Ｄ変換
され、脈波信号Ｓ　Ｍ及び圧力値信号Ｐ　、Ｄとして１
１０ボー）１２に供給されるのである。

Ｉ１０ポート１２には、測定開始を指令するためのスタ
ート押釦１４並びに測定開始後の血圧測定サイクルの周
期を決定するだめの、基準発振器とカウンタとからなる
公知の周期決定回路Ｉ６が接続されており、スタート押
釦１４からはその抑圧操作に基づいてスタート信号ＳＴ
が、また、周期決定回路１６からは、スタート信号ＳＴ
Ｋ基づ−て予め定められた、血圧の測定期間よりわずか
に長め周期で発生される測定信号ＳＳが、それぞれ供給
されるようになっている。

一方、■１０ボート１２は、データバスラインを介して
ＣＰＵ（演算処理装置）　１８　、　　Ｒ，Ａ、Ｍ　２
０およびＲＯＭ２２に接続されており、ＣＰ　Ｕ　１８
からの指令に従って圧力値信号ＰＤ、脈波信号８Ｍ、ス
タート信号ＳＴおよび測定信号ＳＳをデータバスライン
に供給する。ＣＰＵ４８は予めＲＯＭに記憶させられた
プログラムに従ってＲＡＭ２０の一時記憶機能を利用し
つつ信号処理を実行し、■１０ボート１２を介してポン
プ駆動信号ＳＡおよび排気停止信号ＳＥをポンプ駆動回
路２４および電磁排出弁２６に供給すると共に、送気設
定信号ＥＳおよび吸気設定信号ＥＩをパルプ機構として
の電磁弁機構２８に供給する。々お、ＣＰ［■１８で算
出される血圧値は、Ｉ１０ボー）１２を介して表示信号
ＳＤとして表示器３０に送られ表示される。

ポンプ駆動回路２４は、良く知られた回路であって、電
磁弁機構２８を介してカフ２に接続された電動ポンプ３
２のモータＭに接続されており、ポンプ駆動信号ＳＡを
受けている間、モータＭに駆動電流を供給し、これ全作
動せしめる。電動ポンプ３２は、モータＭで駆動される
ポンプＰの吸入口及び吐出口がチューブ３４及び３６を
介して電磁弁機構２８のＡ及びＢポートにそれぞれ接続
されておシ、ポンプＰ、即ち電動ポンプ３２の駆動時に
は、Ａポートから吸入した空気をＢボートに送出するよ
うにされている。々お、本実施例では電動ポンプ３２と
して、一方向性のプランジＡ′ポンプ、ベーンポンプ等
、公知の種々のポンプを採用できるものである。

電磁弁機構２８は、北記Ａ、Ｂボ〜ｌ・の他に、カフ２
に接続されたＰボートと大気に開放された几ボートとを
有しており、送気および吸気設定信号ＥＳおよびＥＩの
有無によって、■、中立■の３位置に切換設定されるよ
うになっている。すなわち、両膜定信号ＥＳ、ＥＩの−
ずれも供給されていない時には、電磁弁機構２８は、ば
ね力の釣合によって中立位置に設定され、Ｐボートが閉
ざされ、カフ２からの空気の吸気並びにカフ２への空気
の送気が共に停止されるようになっており、送気設定信
号Ｅ８が供給された時には、コイルの電磁力によって■
位置に設定され、Ｉ（ボー１−がＡボー１に、Ｂボート
がＰポートにそれぞれ接続されて、電磁ポンプ８２の駆
動によって大気がカフ２内に送気されるようになってい
るのであり、一方吸気設定信号Ｅ　、Ｉが供給された時
には、と述のコイルとは別のコイルの電磁力によって■
位置に設定され、ＰポートがＡポートに、ＢポートがＲ
ボートにそれぞれ接続されて、カフ２内の空気が電磁ポ
ンプ２８の駆動によって大気中へ放出されるようになっ
ているのである。

１：述の記載から明らかなように、本実施例ではバルブ
機構としての電磁弁機＋ｍ２８の切換によって、ポンプ
手段としての電動ポンプ３２が、カフ２内へ気体（ここ
では空気）を供給する送気手段として、戎はカフ２内の
気体を積極的に吸引して系外へ排出せしめる吸気手段と
して機能させられているのである。

電磁排出弁２６は流量制御弁と２ポ一ト２位置切換弁と
からなっており、排気停止信号８Ｅを受けていない間だ
けばね力で開いてカフ２内の空気を予め定められた一定
の排出速度で大気中へ放出する。

：以下、本実施例の作動を説明する。

図示しない電源スィッチが投入されると装置の各部に電
源が供給され、ＣＰＵ１８が、予め几０Ｍ２２に記憶さ
れた第２図に示すメインプログラムのフローチャートに
従って、制御作動を行なう。

先ず、ステップＳ１が実行され、スターｌ−押釦１４の
操作状態が判断される。スタート押釦１４が操作されな
い間はステップＳ１の実行が繰返されるが、血圧測定開
始のためにスタート押釦１４が押圧操作されてスタート
信号８Ｔが発生されると、次のステップＳ２が実行され
る。なお、この時、スタート信号ＳＴは周期決定回路１
６にも送られ、これをリセットする。従って、周期決定
回路１６はスタート押釦１４の抑圧操作以後予め定めら
れた所定の周期で測定信号８８を発生し、これをＩ１０
ボート１２に供給することとなる。

ステップＳ２では測定信号ＳＳが発生されたか否かが判
断される。測定信号８８が未だ発生されていない間は、
ステップＳ２の実行が繰返されるが、測定信号８８がＩ
／Ｑポート１２を介してＣＰＵＩ　８に入力されると、
引き続いてステップ３Ｓが実行される。

ステップＳ３では、このときのカフ２内の実際の圧力（
ここでは大気圧に等しい）がサンプリングされ、この圧
力に基づいて零点調整が行なわれる。そして、この零点
調整終了後ステップＳ４の血圧測定ルーチンが実行され
る。

血圧測定ルーチンは第３図に示されるフローチャーｌ゛
に従って実行される。

測定信号８８が入力されて面圧測定ルーチンがスターＩ
−サレると、ステップＳＲ１，ＳＲ２およびＳＲ３が引
き続いて実行される。

ステップＳ　Ｒ１においては、排気停止Ｉ：倍信号Ｅが
電磁り１出弁２６に供給されて、それまで開状態とされ
ていた電磁排出弁２６が閉ざされ、ステップＳ几２にお
いては、ポンプ駆動信号ＳＡがボン７”　１１４動回路
２４に供給されて、電動ポンプ３２が駆動され、寸だ、
ステップＳＲ３においては、送慨設定信に３−　Ｅ　Ｓ
が電磁弁機構２８に供給されて、’１［ｉ―磁弁祷描２
８が中立位置から１位置に切換設定される。すなわち、
ステップＳＪ乃至８１３の実行によって、カフ２内への
空気の供給が開始されるのであシ、カフ２による被測定
者のカフ取付部に対する圧迫が開始されるのである。

Ｘ　７−　ラフＳ　Ｒ３の終了後直ちにステップ５１（
４が実行されＪカ値信号ＰＤが表わすカフ２内の実際の
圧力Ｐが、予め設定された目標上限圧力ＰＭより犬ぎい
か否かが判断される。実際の圧力Ｐが目標上限圧力ＰＭ
よりも未だ小さい間はステップｓＲ・４が繰返されるが
、圧力Ｐが目標北限圧力ＰＡ１を上回った場合には、ス
テップＳＲ５およびＳＲ６が実行される。

ステップＳＲ５では、送気設定信号ＥＳの電磁弁機構２
８への供給が停止され、電磁弁機構２８が１位置から中
立位置に切換られて、カフ２の接続されたＰボートが閉
ざされると共に、他のＡ。

ＢおよびＲポーｌ−が接続され、電動ポンプ３２がカフ
２から切り離された状態にされる。そして、ステップ８
１（５において、電磁排出弁２６への排気停止信号ＳＥ
の供給が停止されて、電磁排出弁２６が開かれ、カフ２
内の空気が徐々に大気中へ放出され始める。そして、ス
テップＳ几６の実行後、引き続いてステップＳＲ７の血
圧値算定ルーチンが実行される。

血圧値算定ルーチンは、圧力値信号ＰＤおよび脈波信号
８Ｍ［基づいて、図示しないプログ：：ラムのフローチ
ャートに従って最高血圧値、最低血圧（１ｒ＋等所定の
血圧値を算定し、かかる算定した血圧値に基づいて表示
信号ＳＤを表示器３０に供給し、表示させる。なお、最
高血圧値および最低血圧価は、通常、隣り合った脈波信
号ＳＭの大きさくピーク値）が急激に増加した時点およ
び急激に減少した時点のそれぞれのカフ２内の圧力Ｐの
値とされる。

」二記ステップＳ几７の血圧値算定ルーチンは、所定の
血圧値の最後のものが表示器３０に供給されると直ちに
終了し、その終了後直ちにステップ８１Ｌ８，８几９お
よびＳＲ１０が実行される。

すなわち、ステップＳＲ８において、吸気設定（、Ｔ号
Ｉつ■が電磁弁機構２８に供給され、電磁弁機ｔｆｉｉ
　２８を中立位置から■位置に切換設定して、カフ２内
の空気を電動ポンプ３２で積極的に吸引し、大気中へ放
出させると共に、ステップ５Ｊｔ９においてステップＳ
ＲＩと同様に排気停止信号Ｓ　Ｅを電磁排出弁２６に供
給してこれを閉じ、ステップ５ＲＩＱにおいて、カフ２
内の実際の圧力Ｐが予め大気圧よりわずかに小さめに設
定されたポンプ停止圧力ＰＳより小さくなったか否かが
判断される。圧力Ｐがポンプ停止圧力ＰＳより大ぎい間
は７、テップ５Ｒ１０が繰返されるが、圧力Ｐがポンプ
停止−圧力ＰＳよシ小さく々ると、引き続いてステップ
ＳＲＩ　１．ＳＲ１２およびＳＪ３が順次実行される。

ステップＳＲ１，ｌでは、ポンプ駆動回路２４へのポン
プ駆動信号ＳＡの供給が停止されて、゛「■動ポンプ３
２の作動が停止され、ステップＳ几１２では、吸気設定
信号ＥＩの電磁弁機構２８への供給が停止されて、電磁
弁機構２８がＵ位置から中立位置へ切換えられ、またス
テップｓ　ａ　１３では排気停止信号ＳＥの電磁排出弁
２６への供給が停止されて、電磁排出弁２６が開かれ、
カフ２が大気に開放される。そして、ステップＳ　Ｒ１
，３実行後血圧測定ルーチンは直ちに終了する。

すなわち、本実施例では、カフ２内の圧力Ｐは一旦大気
圧よりも低くされた後大気に開放されるのであシ、この
ようにすることによって、血圧測定後にカフ２内に空気
が残留しないようにされ、非測定期間内における、カフ
２による被１ＩｌｌＩ定者の被測定部に対する圧迫が、
為されないようになっているのである。

なお、前記ポンプ停止圧力ＰＳを従来装置と同様に大気
圧とほぼ等しく設定した場合にあっても本発明の目的で
ある、測定期間を短縮するという効果が得られることは
言うまでもない。

ステップＳ４の血圧測定ルーチンが終了されると直ちに
ステップ５力Ｉ実行され、図示しない血圧測定終了のた
めの終了押釦が抑圧操作されたか否かが判断される。終
了押釦が操作されていない間は前記ステップＳ２乃至Ｓ
４が操返し実行され、周期決定回路１６からの測定信号
ＳＳに基づいて所定の周期で血圧測定が繰返されるが、
終了押釦が操作されるとメインプロクラムは直ちに終了
される。

前述の制御操作によるｌ血圧測定ザイクルのカフ２内の
圧力Ｐの経時的変動曲線を第４図に実線で示す。即ち、
第４図において、点ａから点Ｂでか前記血圧測定ルーチ
ンのステップＳＲ１乃至Ｓ几５に相当し、点すから点Ｃ
までがステップＳＲ６乃至ＳＲ７に相当し、更に点Ｃ以
後点ｄの測定終了までがステップＳＲ３乃至Ｓ　Ｒ１３
に相当するのである。

一方、第４図に破線で示す点Ｃ以後の圧力変動曲線Ｐ′
は、従来装置による血圧値算定以後のカフ（２）内の空
気の急速排気曲線であり、かかる圧力変動曲線Ｐ′と本
実施例による圧力Ｐの変動曲線とから、本実施例装置の
血圧の測定期間Ｔが従来装置の測定期間Ｔ′に比べてか
なり短縮されていることがわかる。

以上、本発明の一実施例を説明したが、上述の実施例は
文字通シ実施例であって、本発明はかかる実施例に何等
限定されるものでは々い。

例えば、前記実施例においては、パルプ機構としての′
ｌ１１磁ノｆ機描２８の切換によって、ポンプ手段とし
ての一方向形の電動ポンプ３２を送気手段として、或は
吸気手段として機能させるようにしていたが、かかるポ
ンプ手段としては一方向形の電］助ポンプ（３２）に限
られず、二方向形の電動ポンプを一方向形の電動ポンプ
として用いたシ、史には弁機（１４の開閉による気体等
の給排によって駆動されるダイヤフラム等を採用するこ
とも可能であ、す、パルプ機構としても前記実施例の電
磁弁機Ｆｔｌｊ　２８に限られず、必要に応じて他の構
成のものを採用することが可能である。

寸だ、本発明は、ポンプ手段の駆動形■を変えることに
よって、例えば二方向形のポンプ手段の回転方向を変え
ることによって、一つのポンプ手段を送気手段として或
は吸気手段として機能させることも可能である。その−
例を第５図に示す、すなわち、第５図において、４０は
ポンプ手段としての二方向形の電動ポンプであって、ポ
ンプ駆動回路４２から駆動電流が供給されると、その駆
動電流の極性に応じた回転方向に回転駆動される。なお
、ポンプ駆動回路４２は極性切換機能を備えた良く知ら
れた回路であって、ＣＰＵ１８の指令に基づいてＩ１０
ポート１２からポンプ正転駆動信号ＳＮＰおよびポンプ
逆転駆動信号ＳＲＰが供給されている間、それぞれの信
号ＳＮＰ′Ｊ？よび８ＲＰに応じて極性の異なる駆動電
流を出力するようにされているものである。

上記電動ポンプ４０のポンプＰの吸入／吐出口の一方は
大気に開放され、他の一方は、通常、切換弁を介して、
例えば２ポ一ト２位置切換弁４４を介して、カフ２に接
続さている。切換弁４４には、電動ポンプ４０が駆動さ
れている間のみ■１０ポート１２から開弁信号ＳＯが供
給され、切換弁４４は開弁信号ＳＯが供給されている間
だけカフ２と電動ポンプ４０とを連通ずるようにされて
いる。なお、他の構成は前止実施例と同様であるので、
説明は省略する。

このような構成の血圧測定装置の各サイクルの血圧測定
は、第６図に示されるよう々フローチャ−トに従う血圧
測定ルーチンによって行なわれる。

すなわち、血圧測定ルーチンスタート後、ステップＳＲ
１■に引ぎ続いて実行されるステップＳＩヒ２および５
Ｒ１３において、切換弁４４およびポンプ駆動回路４２
に開弁信号Ｓｏおよびポンプ正転信号ＳＮＰが供給され
、電動ポンプ４０の正転駆動によってカフ２内に空気の
供給が開始されるのであり、ステップＳＲ４に引き続い
て実行されるステップｓｉｔ′５および５ｆＰ５におい
て、開弁信号ＳＯおよびポンプ正転信号Ｓ　Ｎ　Ｆの供
給が停止されてカフ２が大気から切り離されるのである
。

ステップＳＲ″５の実行後、ステップ５Ｌ（６，ＳＲ７
に引き続いて実行されるステップＳＲ′８およびＳビ８
において、切換弁４４およびポンプ駆動回路４２に開弁
信号ＳＯおよびポンプ逆転信号ＳＲＰが供給され、電動
ポンプ４０が逆転駆動されることによってカフ２内の空
気が吸引され、大気中へ放出される。その後、ステップ
ＳＲ９，５Ｒ１０が実行されると、それに続くステップ
ＳＲ’１１およびＳ　Ｒ’　１２で開弁信号８０および
ポンプ逆転信号ＳＲＰの供給が停止されて、電動ポンプ
４０が停止されると共に切換弁４４が閉じられ、ステッ
プ１３に分いてカフ２が改めて大気に開放されて血圧測
定ルーチンが終了する。

なお、以上の実施例のように、送気手段と吸引手段を一
つのポンプ手段で共用する構成のものが製作コスト、装
置の小形化等の面で有利であり、望ましいのであるが、
送気手段と吸引手段を別々のポンプで構成しても、本発
明の目的は達成−される。

第７図にその一例を示す。同図において、４８及び５θ
はそれぞれ送気手段および吸引手段としての送電ポンプ
および吸引ポンプであって、それぞれ送気ポンプ駆動回
路５２および吸引ポンプ駆動回路５４に接続されており
、それら駆動回路５２および５４に、ＣＰＵ１８からの
指令に基づいてＩ１０ポート１２から送気ポンプ駆動信
号Ｓ８Ａおよび吸引ポンプ駆動信号ＳＩＡが供給されて
いる間、駆動されるようになっている。上記各ポンプ４
８および５０のポンプＰは、それぞれ逆止弁５６および
５８を介してカフ２に接続されると共に、大気にも開放
されており、それらが駆動されると、カフ２内への送気
およびカフ２からの空気の吸引がそれぞれ行にわれるよ
うになっている。

ｊ二連の装置の血圧測定ルーチンは、第８図に示される
フローチャートに従って実行される。すなワチ、同図に
示されるフローチャートのステツブＳ１ζ２実行後ステ
ップＳ　Ｒ’　５の実行完了捷で、送気ポンプ駆動信９
ＳＳＡが発生され、その間送気ポンプ４８が駆動されて
カフ２内に空気が供給されるのであり、一方ステップＳ
　Ｒ’　９実行後ｓｉｔ″１１が完了するまで吸引ポン
プ駆動信号ＳＩＡが発生され、その間吸引ポンプ５０が
駆動されてカフ２内の空気が吸引、放出されるのである
。

なお、以と説明した実施例においては、何れもカフ２内
の空気を徐々に放出する過程において血圧を測定するよ
うにされていたが、カフ２内の圧力を徐々にと昇させる
過程において面圧測定を行なう装置に対しても、本発明
を適用することが可能である。

また、カフ２内へ供給される気体としては空気以外のも
のも使用可能である。

更に、本発明は、前述した如くマイクロホン方式或は超
音波方式にも適用できるのであるが、マイクロホン方式
の血圧測定装置に本発明を適用する場合にあっては、第
９図に示されるように、第１図においてカフ２の圧力中
の振動たる脈波を検出スルバンドパスフィルタ１’Ｏヲ
、コロトコフ音ヲ検出するマイクロホン６２と、該マイ
クロホン６２によって得られたコロトコフ音を増幅して
所定のデジタル信号たるコロトコフ信号Ｓ　ｉ（に変換
する、公知の検出回路６４とに代えればよい。ただし、
このときには、第３図に示されるフローチャートのステ
ップＳＲ７の血圧値算定ル−チンでは、コロトコフ信号
Ｓ　Ｋの犬ぎさに甚づいて血圧値が算定されることとな
る。

以上、本発明の実施例のいくつかを説明したが本発明が
それら実施例によって何等限定されず、本発明の趣旨を
逸脱しない範囲内において種々の変形、改良等を加えた
盤様で実施し得ることは、言う寸でも々いところである
。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係るオシロメ）　ＩＪフック式の血圧
測定装置の一実施例を示すブロック線図、第２し１はそ
の作動を説明するだめのフローチャート、第３図は第２
図のフローチャートにおける血圧測定ルーチンのプログ
ラムを示すフローチャートであり、第４図は第１図乃至
第３図に示した装置の１血圧測定サイクルにおけるカフ
内の圧力変動曲線を従来装置の圧力変動曲線と共に示す
図である。 第５図及び第６図は本発明の他の実施例の要部を示すブ
ロック線図とその作動を説明するだめの第３図に相当す
る図であシ、第７図及び第８図は更に他の実施例の第５
図及び第６図に相当する図である。第９図は本発明に係
るマイクロホン方式の血圧測定装置ｆｌｔを示す第１図
に相当する図である。 ２：カフ　　　　　　　４：圧力センサ８：ローパスフ
イルり １０：バンドパスフィルタ １８：ＣＰＵ（演算処理装置） ２０　　：　　ＲＡＭ　　　　　　　　２２　　：　　
ＲＯＭ２６：電磁排出弁 ２８：電磁弁機構（バルブ機構） ８２．４０：電動ポンプ（ポンプ手段；送気手段、吸引
手段） ４８：送気ポンプ（送気手段） ５０：吸引ポンプ（吸引手段） ６２：マイクロホン　６４：検出回路 出願人　　株式会社　日本コーリン

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. （１）　　被測定者の身体の一部に取り付けられ、当該
   部分の圧迫状態を適宜変化せしめ得るカフと、該カフ内
   に所定の気体を供給せしめ、該カフ内の圧力を高めて前
   記カフによる圧迫を行なわしめる送気手段とを含み、か
   かるカフ内への気体の供給若しくはそれからの気体の放
   出によって変化せしめられる圧迫状態に応じて変化する
   脈波に基づいて血圧測定を行なうようにした装置におい
   て、 該カフ内の気体を積極的に吸引し、糸外に排気せしめる
   吸引手段を設け、前記カフ内への気体の供給若しくはそ
   れからの気体の放出に従って＋ｒｆｌ圧測定が行なわれ
   た後に、該吸引手段によって該カフ内に残存する気体が
   吸引、除去せしめられるようにしたことを特徴とする血
   圧測定装置。
2. （２）前記送気手段と前記吸引手段とが、一つのポンプ
   手段を共有し、バルブ機構の切換えによって、該ポンプ
   手段が該送気手段として或は該吸引手段として機能せし
   められる特許請求の範囲第１項記載の装置。
3. （３）前記送気手段と前記吸引手段とが、一つのポンプ
   手段を共有し、該ポンプ手段の駆動形ｆ）Ｊの変化によ
   って、該ポンプ手段が該送気手段として或は該吸引手段
   として機能せしめられる特許請求の範囲第１項記載の装
   置。
4. （４）前記吸引手段が、前記送気手段とは別個の吸引ポ
   ンプにて構成される特許請求の範囲第１項記載の装置。
5. （５）前記脈波が、人体の脈拍に同期した１１前記カフ
   の圧力振動である特許請求の範囲第１項乃至第４項の何
   れかに記載の装置。
6. （６）前記脈波が、人体の脈拍に同期して発生ずるコロ
   トコフ音である特許請求の範囲第１項乃芋第４項の何れ
   かに記載の装置。