JPS6141434A - 非観血式連続血圧測定装置 - 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】 技術分野 本願の発明し才、生体の血圧値を連続的に測定する非観
血式連続血圧測定方法およびその装置に関するものであ
る。

従来技術 面圧測定方法は、一般に、残血式の方法と非観血式の方
法とに大別される。前者番Ｊ、生体の血管にカテーテル
を挿入して、そのカテーテルに接続された圧力計で生体
の血圧値を直接測定するものであり、後者は、生体の一
部を圧迫するための圧迫手段を備えて、生体の血圧値を
間接的に測定するものである。

ところで、これら残血式血圧測定方法と非観血式血圧測
定方法とを比べた場合、装置の構成および取扱いが簡単
で、生体に及ぼす影蓉も少ない等の利点があることから
、非観血式血圧測定方法の方が有利であり、したがって
生体の血圧値の測定には非観血式の血圧測定装置を用い
ることが望まれる。

発明が解決しようとする問題点 しかしながら、従来の非観血式血圧測定装置ては、圧迫
手段の生体に対する圧迫圧力を一定の変化速度で変動さ
せて、そ°の圧迫圧力の変動過稈で発生する心拍に同期
した血流音や脈波等を検出し、これら検出した血流音や
脈波等の変動に基づいて血圧値を決定するようになって
いたため、血圧値を測定するのに比較的長い時間を要し
、このためその使用形態が、血圧値を単発的に、あるい
は比較的長い周期で繰り返して測定するような形態に限
定されているのが実情であった。すなわち、たとえば自
律神経疾患等の診断に際して生体の反応を血圧値の変動
をもって調べるための血圧測定装置の使用形態の一つに
、生体の最高血圧値をできるだけ連続的に測定する要望
があるのであるが、従来の非観血式血圧測定装置では、
前述のように血圧値を繰り返して測定できる周期が長い
ことから、このような形態には使用できず、したがって
このような形態には、前述したような残血式の血圧測定
装置を用いなければならなかったのである。

問題点を解決するための手段 本願の発明はこのような事情に鑑みて為されたものであ
って、第一発明は、生体の最高血ｍ値を殆んど心拍の一
拍毎に連続的に測定し得る非観血式連続血圧測定方法を
提供するものであり、また第二、第三および第四発明は
、それぞれ第一発明の方法を好適に実施する非観血式連
続血圧測定装置を提供するものである。

すなわち、本願の第一発明の要旨とするところは、生体
の血圧値を連続的に測定する非観血式血圧測定方法であ
って、圧迫手段によって前記生体の一部を最高血圧値付
近まで圧迫し、該生体の一部から発生する血流音または
脈波の発生時期または大きさが一定となるように該圧迫
手段の圧迫圧力を連続的に制御し、該圧迫手段の圧迫圧
力に基づいて最高血圧値を連続的に測定することにある
。

また、第二発明の要旨とするところは、生体の血圧値を
連続的に測定する非観血式連続血圧測定装置であって、
ｔａ＋生体の一部を圧迫するための圧迫手段と、（ｂ）
該圧迫手段による圧迫によって該生体内から発生する血
流音を検出するマイクロホンと、（Ｃ１前記血流音の大
きさが一定となるように、前記圧迫手段の前記生体に対
する圧迫圧力を連続的に制御する制御手段と、（ｄｉ前
記圧迫手段の圧迫圧力に基づいて前記生体の最高血圧値
を連続的に表示する表示手段とを含むことにある。

さらに、第三発明に係る非観血式連続血圧測定装置では
、前記第二発明と同様の（ａ）圧迫手段、（ｂ）マイク
ロホンおよび（ｄ＋表示手段に加えて、ｆｅ）生体の心
拍に同期したカフの圧力振動である脈波を検出する脈波
センサ、およびＦＣ）“脈波の立ち上がり時点から前記
血流音の発生までの時間が一定となるように、圧迫手段
の生体に対する圧迫圧力を連続的に制御する制御手段が
設げられ、また第四発明に係る非観血式連続血圧測定装
置は、上記第三発明において、（ｅ）脈波センサおよび
（Ｃ）′制御手段の代わりに、（ｆｌ生体の心拍を検出
し、心拍信号を発生する心拍検出手段と、（Ｃ）　”心
拍信号の発生時点から血流音の発生までの時間が一定と
なるように、圧迫手段の生体に対する圧迫圧力を連続的
に制御する制御手段とを含むように構成される。

作用および発明の効果 前記第一発明のように、圧迫手段によって生体の一部を
最高血圧値イ」近まで圧迫し、血流音または脈波の発η
二時期または大きさが一致するよ・うに圧迫手段の圧迫
圧力を連続的に制御すれば、圧迫手段の圧迫圧力は最高
血圧値とほぼ同しように変動し、したがって圧迫手段の
圧迫圧力に基づいて最高血圧値を連続的に測定すること
が可能となる。

つまり、非観血式の＋ｒｎ圧測定装置において、殆んと
生体の心拍の一拍毎に連続的に生体の最高血圧値を測定
することが可能となるのである。

また、非観血式血圧測定装置を前記第二＋ｍ三および第
四発明のように構成すれば、それぞれ血流音の大きさ、
脈波立ち上がり時期と血流音の発生時期との差、および
心拍信号の発生時期と血流音の発生時期との差に基つい
て圧迫手段の圧迫圧力を最高血圧値の変動に追随するよ
うに制御でさ、それら圧迫手段の圧迫圧力から最高血圧
値を連続約６こ測定することが可能となるのである。

実施例 以下、本願の発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明
する。

まず、第１図に基づいて、本願の第三発明に対応する一
実施例について説明し、併せて第一発明の実施例につい
て言及する。

第１図において、１０は、生体の一部、例えば上腕部に
取り付けられて当該部分を圧迫するためのカフであって
、電磁給気弁１２を介して電動ポンプ１４がら空気を供
給される空気ダンパ１６に接続されるとともに、電磁排
気弁１８を介して大気に連通させられるようになってお
り、電磁給気弁１２からの給気および電磁排気弁１８か
らの排気によって生体に対する圧迫圧力を調節し得るよ
うになっている。つまり、本実施例では、カフェ０、電
磁給気弁１２．電動ポンプ１４．空気ダンパー６および
電磁排気弁１８から圧迫手段が構成されているのである
。なお、空気ダンパ１６にはリリーフ弁１９が接続され
ており、ダンパ１６内の圧力が一定圧力、例えば３００
ｍｍＨｇ以上には上昇しないようにされている。

また、このカフ１０には圧力センサ２０とマイクロボン
２２とが接続されており、圧力センタ・２０によってカ
フ１０内の圧力が検出されるとともに、マイクロホン２
２によって血流音であるコロ−・コツ音（以下、単にに
音という）が検出されるようになっている。そして、圧
カセンザ２０て検出されたカフ１０内の圧力は圧力信号
ＳＰとし２て第一バンドパスフィルタ２４とローパスフ
ィルタ２Ｇとに供給され、マイクロホン２２で検出され
たに音はに音信号ＳＫとして第二八ンドパスフィルタ２
８に供給される。第一ハンＩ・パスフィルタ２４は、圧
力信号ｓｐ中の生体の心拍に同期した５〜１５Ｈｚ程度
の振動成分である脈波を検出して、この脈波を表す脈波
信号ＳＭをＡ／Ｄコンバータ３０に供給し、ローパスフ
ィルタ２６は圧力信号ＳＰ中から振動成分を除去した静
的な圧力を検出して、この静的な圧力を表す圧力信号Ｓ
Ｐ’をＡ／Ｄコンバータ３０に供給する。また、第二バ
ンドパスフィルタ２８は、Ｋ音信号ＳＫ中から３０〜８
０　Ｈｚ程度の信号を取り出してＡ／Ｄコンバータ３０
に供給する。そして、Ａ／Ｄコンハ−タ３０は、Ｔ１０
ポート３２２からの指令信号に従ってそれら各フィルタ
から供給された信号を時分割的にＡ／Ｄ変換し、それら
デジタル化した信号をＴ１０ポート３２に供給する。な
お、上述の説明から明らかなように、本実施例では、圧
カセンザ２０と第一ハントパスフィルタ２４とが脈波セ
ンサを成している。

一方、Ｔ１０ポート３２には、スタート押印３８が接続
されて、その押圧操作に基づいてスタート信号ＳＴが供
給されるようになっているとともに、設定器３９によっ
てタイムアツプ時間が設定され得るようにされたタイマ
ー４０が接続されて、そのタイマー４０からタイムアツ
プ信号ＳＵが供給されるようになっている。

Ｔ１０ポート３２はデータバスラインを介してＣＰＵ４
２．ＲＡＭ４４およびＲＯＭ４６に接続されており、Ｃ
ＰＩＪ４２からの指令に従って前記Ａ／Ｄコンバータ３
０からの脈波信号ＳＭ、圧力信号ＳＰ“、に音信号ＳＫ
、スタート押釦３８からのスタート信号ＳＴ、およびタ
イマー４０からのタイムアツプ信号ＳＵをデータバスラ
インにイ）１、給する。ＣＰＵ４．２は予めＲＯＭ４　
Ｇに記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ７Ｉ４の一時
記憶機催を利用しつつ信号処理を実行し、■／○ボート
３２を介してポンプ駆動信号ＳＡ、給気制御信号ＳＣ１
排気制御信号ＳＥおよびタイマー作動信何ｓＳをそれぞ
れポンプ駆動回路４８．給気弁駆動回ｌｉ！８−５０．
排気弁駆動回路５２およびタイマー４０に供給するとと
もに、信号処理の結果得られた生体の最高血圧値を表示
信号ＤＤとして表示器５４に供給する。

ポンプ駆動回路４８は、ポンプ駆動信号ＳＡが供給され
ている間、前記電動ポンプ１４に駆動電力を供給し、空
気ダンパ１６へ空気を圧送させる。

給気弁駆動回路５０は、給気制御信号ｓｃが供給されて
いる間、前記電磁給気弁１２に駆動電力を供給して電磁
給気弁１２を開き、空気ダンパ１６内の空気をカフ１０
へ圧送させる。また、排気弁駆動回路５２はＤ／Ａコン
バータを備え、排気制御信号ＳＥの内容に応した駆動電
力を前記電磁排気弁１８に供給して、電磁排気弁１８を
排気制御信号ＳＥの内容に応じた開度に調節し、カフ１
０からの排気量を制御する。さらに、タイマー４０は、
タイマー作動信号ＳＳが入力された時点から作動を開始
し、その作動開始時点から設定器３９で設定された時間
の経過後、タイムアツプ信号ＳＵを出力する。

そして、このような非観血式血圧測定装置において、第
２図に示すフローチャートに従って生体の最高血圧値が
殆んど心拍の一拍毎に連続的に測定されるようになって
いる。以下、このフローチャートに従って本実施例装置
の作動を説明する。

電源が投入されると、まず、ステップＳ１においてタイ
マー４０のタイムアツプ時間Ｔ。が設定器３９によって
設定され、最高血圧値の連続測定期間が設定される。そ
して、この連続測定期間の設定後、ステップＳ２が実行
される。

このステップＳ２では、スタート押釦３８が押圧操作さ
れたか否かが判断される。そして、スタート信号ＳＴが
入力されてスタート押釦３８が押圧操作されたと判断さ
れると、引き続いてステップＳ３が実行され、排気制御
信号ＳＥが電磁υ［気弁１８を閉じる内容に設定される
とともに、給気制御信号ＳＣが給気弁駆動回路５０に供
給されて電磁給気弁１２が開かれ、同時にポンプ駆動回
路４８へポンプ駆動信号ＳＡが供給されて電動ポンプ１
４が駆動され、空気ダンパ１６およびカフ１０への空気
の圧送が開始される。なお、空気ダンパ１６への電動ポ
ンプ１４による空気の圧送は前記ステップＳ１において
行うようにしてもよい。

このように、血圧測定の開始に先立って空気ダンパ１６
内の圧力を予め高めておけば、カフ１０への空気の圧送
を効率的に行うことができる。

ステップＳ３が終了すると、続くステップＳ４において
、圧力信号ＳＰ’が表すカフ１０の実際の圧力ＣＰが予
め設定されている目標上限圧力ＣＰ。よりも大きくなっ
たか否かが判断される。そして、実際の圧力ｃｐが目標
上限圧力ｃｐ０を上回ったと判断されると、引き続いて
ステップＳ５が実行され、給気弁駆動回路５０への給気
制御信号ＳＣの供給が停止されて電磁給気弁１２が閉し
られ、カフ１０への空気の供給が停止されるとともに、
排気弁駆動回路５２への排気制御信号ＳＥがカフ１０内
の空気を徐々に排気する内容に変更されて、電磁排気弁
１８の開度がその内容に応じて調節され、カフ１０内の
圧力が血圧値の測定に適した速度で徐々に降下させられ
る。

ステップＳ５に引き続いて実行されるステップＳ６では
、Ａ／Ｄコンバータ３０からのに音信号ＳＫに基づいて
に音が発生されたか否かが判断される。そして、Ｋ音が
未だ検出されていないと判断された場合にはこのステッ
プが繰り返され、逆にに音が検出されたと判断されると
、引き続いてステップＳ７が実行されて、そのに音を検
出した時点の圧力信号ＳＰ“が表すカフ１０内の圧力Ｃ
Ｐが最高血圧値として記憶される。

ステップＳ７において最高血圧値が記憶されると引き続
いてステップＳ８が実行され、カフ１０内の圧力ＣＰが
ステップＳ７で記憶された最高血圧値よりもｌＱｍｍＨ
ｇ低くなった時点で電磁排気弁１８が閉じられるように
排気制御信号ＳＥの内容が設定される。これよって、カ
フ圧ｃｐが最高血圧値よりもｌＱｍｍｌ（ｇ小さい圧力
に設定されて維持される。そして、このステップＳ８の
実行によってカフ圧ＣＰが上記圧力に設定された時点て
次のステップ３９　））’実行され、タイマー作動信号
ＳＳがタイマー４０に供給されてタイマー４０の作動が
開始される。

ステップＳ９が終了すると、引き続いてステ・７プＳ　
１．　Ｏが直ちに実行され、Ａ／Ｄコンバータ３０から
の脈波信号ＳＭに基づいて脈波が検出されたか否かが判
断される。そして、脈波が検出されたと判断されると、
その検出された脈波の発生時期（立ち上がり時期）が記
憶されて、次のステップＳｌｌが実行される。ステップ
ＳＩしては、前記ステップＳ６と同様にに音が発生され
たか否かが判断され、Ｋ音が検出されたと８１′ｌｌ断
された場合に、そのに音の発生時期が記憶される。ステ
ップＳｌｌはこのに音検出後直ちに終了し、引き続いて
ステップＳ　］、　２が実行される。

ステップＳ１２では、上記ステップ３１０とＳ１１とに
おいて記憶された脈波の発生時期とに音の発生時期とか
らそれらの発生時期の時間差（以下、単にＰ−に時間と
いう）が求められ、これが基準Ｐ−に時間：ＴＣとして
記憶される。そして、続くステップＳ１３において、そ
のステップＳ１２で求められた基準１”Ｋ時間二ＴＣが
前記ステップＳ７で記↑、ｅされた最高血圧値と共に表
示信号ＤＤとして表示器５４に送られ、数値表示等の所
定の形態で表示・記録される。

なお、上記基準Ｐ−に時間；ＴＣが求められるまでは、
生体には同じ姿勢を維持させて生体の最高血圧値が変動
しないようにし、これによってステップＳ７で記憶され
た最高血圧値、ステップＳ１２で求められた基準Ｐ−に
時間：Ｔｃ、およびステップＳ８で設定されたカフ１０
内の圧力ＣＰが、互いに１：１に対応するようにする。

すなわち、生体が同じ姿勢を維持している間は、第３図
に示されているようにその最高血圧値も殆んど変動しな
いため、カフ圧ＣＰを一定圧力に維持すれば、心拍に同
期して発生する脈波（この図では、動脈圧が示されてい
る）の形状も殆んど同し形状に維持され、したがってそ
の脈波の立ち上がり時期（前記ステップＳＩＯで記憶さ
れた脈波の発生時期に一致：図中符号ｐで示される位置
）と脈波（動脈圧）がカフ圧ＣＰとほぼ一致してに音を
発生する時期（図中符号にで示される位置）との差であ
るＰ−に時間も一定に保たれ、それら最高血圧値、カフ
圧ＣＰおよびＰ−に時間は互いに１＝１の関係に保たれ
るのである。ちなみに、Ｐ−に時間は、第４図に示され
ているように、生体の最高血圧値が一定であれば、カフ
圧ＣＰが高い程長くなり、また第５図に示されているよ
うに、カフ圧ｃｐが一定の場合には、最高血圧値が低い
程長くなるのである。

ステップＳ１３において前述のように基準Ｐ−に時間：
ＴＣとその基準Ｐ−に時間：ＴＣの検出時における生体
の最高血圧値が表示されると、引き続いてステップＳ１
４が実行され、新たな心拍に対応した脈波に対する検出
操作が前記ステップＳＩＯと同様に行われる。そして、
脈波が検出されるとその発生時期が記憶され、続くステ
ップＳ１５において同じく前記ステップＳｌｌと同様に
に音が検出されてその発生時期が記憶される。そして、
引き続いて実行されるステップ３１６において、それら
ステップＳ１４およびＳ１５で検出・記憶された新たな
脈波の発生時期およびに音の発生時期から、前記ステッ
プＳ１２と同様にＰ−に時間：Ｔが求められる。

ステップＳ１６において、新たなＩ”Ｋ時間二Ｔが求め
られると引き続いてステップＳ１７が実行され、ステッ
プＳ１６で新たに求められたＰ−に時間：Ｔが前記ステ
ップＳ１２で求められた基準Ｐ−に時間二ＴＣを中心と
する予め定められた許容範囲（ＴＣ±α）よりも大きい
か小さいか、あるいはその許容範囲内に入っているかど
うかが判断される。そして、Ｐ−に時間二Ｔがその許容
範囲（実際にはＴｃ＋α）よりも大きいと判断された場
合にはステップ３１Ｂが、その許容範囲（実際にはＴｃ
−α）よりも小さいと判断された場合にはステップＳ１
９が、またその許容範囲内に入っていると判断された場
合にはステップＳ２０がそれぞれ引き続いて実行される
。すなわち、ステップＳ１７においては、Ｐ−’−に時
間：Ｔを基鄭Ｐ−に時間二Ｔｃと比較することにより、
カフ圧ｃｐと生体の最高血圧値との差が一定の許容範囲
よりも小さいのか、あるいはその範囲を超えて大きくな
っているのか、またはその範囲内に入っているのかが判
断されるのであり、カフ圧ＣＰ（！：最高血圧値との差
が上記一定の許容範囲よりも小さいと’Ｉ′１１１４１
’Ｔされた場合にはステップＳ１８が、またその範囲よ
りも大きくなっていると判断された場合にはステップＳ
１９が、さらにその範囲内に入っていると判断された場
合にはステップＳ２０かそれぞれ実行されるのである。

ステップＳ１７において新たに求められたＰ−に時間二
Ｔが許容範囲（Ｔｃ±α）よりも大きく、カフ圧ｃｐと
生体の最高血圧値との差か一定の許容範囲よりも小さい
と判断された場合に実行されるステップＳ１８では、排
気弁駆動回路５２に供給される排気制御信号ＳＥがカフ
圧ＣＰを１０龍Ｈｇだけ降圧する内容に変更されてカフ
圧ＣＰがその圧力分だけ降圧され、この降圧後、前記ス
テップＳ１４以後が繰り返えされる。また、ステップＳ
１７においてＰ−に時間：Ｔが許容範囲（ＴＣ±α）よ
りも小さく、カフ圧ＣＰと生体の最高血圧値との差が一
定の許容範囲よりも大きいと判断された場合に実行され
るステ□ツブ３１９では、給気駆動回路５０に対してカ
フ圧ＣＰがｌＱ＋ｕｉＨｇ昇圧する間給気制御信号ＳＣ
が供給され、これによってカフ圧ＣＰが昇圧された後、
前記ステップＳ１４以後が繰り返して実行される。そし
て、Ｐ−に時間二Ｔが許容範囲（Ｔｃ±α）内に入り、
カフ圧ＣＰと生体の最高血圧値との差が一定の許容範囲
内に入ると判断された場合に実行されるステップＳ２０
では、その時のカフ圧ＣＰｆＪ＜読み込まれるとともに
、その読み込まれたカフ圧ＣＰに前記ステップＳ８で降
圧された圧力１．０ｍ■Ｈｇが加算されて最高血圧値と
され、この最高血圧値が、続くステップＳ２１において
、ステップＳ１６で求められた最新のＰ−に時間：Ｔと
共に表示信号ＤＤとして表示器５４に供給され、表示・
記録される。

すなわち、ステップ３１４〜Ｓ１９では、ステップ３１
６で求められるＰ−に時間；Ｔが±αの許容誤差範囲内
で基＊Ｐ−に時間：ＴＣに一致するように、つまりカフ
圧ＣＰと生体の最高血圧値との差が一定の許容範囲内に
入るように、カフ圧ＣＰが１０ｍ＋ｉＨｇ毎に昇降圧制
御され、ステップＳ２０では、そのように調節されたカ
フ圧ＣＰに対して予め降圧された分の圧力ＩＱｉｉｌ（
ｇが加算されることにより生体の最高血圧値が求められ
るのであり、このステップＳ２０で求められた生体の最
高血圧値が続くステップＳ２１において表示器５４に表
示・記録されるのである。そして、このような操作が後
述するように血圧測定期間の間繰り返して実行されるこ
とにより、殆んど心拍の一拍毎に連続的に生体の最高血
圧値が求められ、それが数字表示されるとともに、チャ
ートまたはブラウン管の時間軸上にプロットされること
により最高血圧値のトレンドが表示・記録されるのであ
る。なお、上述の説明から明らかなように、本実施例で
は、ステップ３１４〜３１９により制御手段が、またス
テップ３２０．３２１および表示器５４により表示手段
が構成されている。

ステップＳ２１において最高血圧値とＰ・−に時間：Ｔ
が表示されると、引き続いてステップｓ２２が実行され
、血圧測定時間が終了したか否かが判断される。そして
、未だタイマー４０からのタイムアツプ信号ＳＵが入力
されず、血圧測定時間が終了していないと判断されると
、前記ステップ３１４以後が再び繰り返されて生体の最
高血圧値の測定が引き続いて行なわれ、逆にタイムアツ
プ信号ＳＵが入力されて血圧測定時間が終了したと判断
されると、ステップＳ２３が実行されて排気制御信号Ｓ
Ｅが電磁排気弁１８を全開する内容に設定され、電磁排
気弁１８が全開されてカフ１゜内の空気が急速に排気さ
れるとともに、ポンプ駆動回路４８へのポンプ駆動信号
ＳＡの供給が停止される。そして、このステップＳ２３
の終了後プ０グラムは終了する。

以上説明したように、本実施例によれば、Ｐ−に時間：
Ｔが一定となるようにカフ圧ＣＰを連続的に制御するこ
とにより、設定器３９で設定された血圧測定期間の間、
生体の最高血圧値を殆んど心拍の一拍毎に連続的に測定
できるのである。なお、本実施例では、上述のようにカ
フ１０が１０鰭Ｈｇ毎に昇降圧制御されるようになって
いることから、最高血圧値の最大測定誤差は１０ｍｍＨ
ｇとなるが、自律神経疾患等の診断では最高血圧値の経
時変化の様子が判ればよいため、この程度の誤差は充分
許容されるのである。

次に、本願の第二発明に対応する一実施例を説明する。

なお、この実施例は、第１図に示した第三発明に対応す
る実施例の構成において第一ハンドパスフィルタ２４を
省いた構成と同じであり、またその作動も要部を除いて
ほぼ同じであるため、以下では第６図のフローチャート
に従ってその作動の要部を説明する。

すなわち、この実施例では、ステップＳ９までは前記実
施例と同様のプログラムが実行され、その後ステップＳ
ｌｌ“が実行される。ステップＳ１１゛では、前記実施
例のステップＳｌ’ｌと同様にに音が検出されるが、こ
こではに音の大きさ：Ｋが検出され、続くステップ８１
２′においてそのに音の大きさ二Ｋが基準値：に０とし
て記憶される。そして、続くステップ５１３１において
この基準値Ｋ。とステップＳ７で記憶された最高血圧値
とが表示器５４で表示・記録される。

また、ステップ８１３′の終了後には、ステップ８１１
′と同様のステップ５１５１が実行され、新たな心拍に
対応したに音が検出されてその大きさ：Ｋが記憶される
。そして、続くステップ８１７′において、ステップ５
１５１で検出されたに音の大きさ：Ｋが前記ステップ３
１２′で記憶された基準値二に０を中心とする±α“の
許容範囲（Ｋ、±α°）内に入るか、あるいはその範囲
よりも大きいか小さいかが判断され、これによってステ
ップＳ１５“で検出されたに音の大きさ：Ｋが許容範囲
（Ｋｏ±α°）内に入ると判断された場合には前記実施
例と同様のステップＳ２０が、また大きいと判断された
場合にはステップＳＩ９が、さらに小さいと判断された
場合にはステップ３１８がそれぞれ実行される。

すなわち、Ｋ音の大きさ二にはカフ圧ＣＰと生体の最高
血圧値との差が大きいほど大きくなるため、ステップ３
１５′で検出されたに音の大きさ二Ｋが許容範囲（Ｋ、
ｌ、±α゛）よりも大きい場合にはカフ圧ＣＰが１０■
ｍＨｇ昇圧され、逆に小さい場合には１０ｍｍＨｇ降圧
されるのであり、これによってに音の大きさ：Ｋが基準
値：Ｋｏに±α°の許容誤差をもって一致するようにカ
フ圧ＣＰが制御されるのである。

そして、ステップＳ２０においては、このようにに音の
大きさ：Ｋが許容誤差±α°の範囲内で基準値：に０に
一致する時のカフ圧ＣＰに１０闘Ｈｇが加算され、これ
が続くステップ３２１°において生体の最高血圧値とし
て表示器５４に表示・記録されるのである。このように
しても、前記実施例と同様、最大測定誤差１（ｌｎ＋Ｈ
ｇで殆んど心拍の一拍毎に連続的に生体の最高血圧値を
測定できるのである。なお、上記ステップ８２１′の終
了後は、前記実施例と同様、ステップ３２２以下が実行
されることとなる。また、上述の説明から明らかなよう
に、本実施例では、ステップ８１５°、Ｓ１７’、３１
８および３１９から制御手段が構成され、またステップ
ｓ２０．Ｓ２１’および表示器５４から表示手段が構成
されている。

次に、本願の第四発明に対応する一実施例を説明する。

なお、この実施例は、前記第三発明に対応する実施例と
は、第一八ノドパスフィルタ２／１の代わりに、第１図
に一点鎖線で示されているように、生体の心拍を検出し
て心拍信号ＥＳＣを出力する心拍検出手段としての心電
計５６か付加され、この心電計５６から出力された心拍
信号Ｆ、ＳＧがＩ１０ボート３２に供給されるようにな
っている点において界なるだけであるので、以下では第
７図に示すフローチャートに従ってその作動を説明する
。

すなわち、この実施例では、第７図に示されているよう
に、ステップＳ９が実行された後、ステップ３１０“が
実行されて、心拍信号ＥＳＣのうちの、例えばＱ波が検
出されたか否かが判１祈され、そのＱ波が検出されると
その発生時期が記１σされる。そして、続いて前記実施
例と同様のステップＳｌｌが実行されてに音の発生時期
が検出され、次のステップＳ　１２　”においてそれら
の発生時期の時間差（以下、単にＱ−に時間という）が
求められ、その時間差が基準Ｑ−に時間：　Ｔ　Ｑ　ｏ
として記１．キされる。そして、この基準Ｑ−に時間；
Ｔｑｏが次のステップＳ　１３　”で最高血圧値と共に
表示器５４に供給される。

ステップＳ　１３　”が終了すると引き続いてステップ
８１４′が実行され、前記ステップＳＩＯ“と同様に心
拍信号ＥＳＣのうちのＱ波の発生時期が検出・記憶され
、この発生時期と続くステップ３１５で検出されたに音
の発生時期とに基づいてステップ３１６″において新た
な心拍に応じたＱ−に時間：Ｔｑが求められる。そして
、続くステップＳ　１７　”において、このステップ８
１６′で求められたＱ−に時間：Ｔｑが基準Ｑ−に時間
：Ｔｑｏを中心とする許容範囲（Ｔ　ｑ　ｏ　±α）と
比較判断され、Ｑ−に時間：Ｔｑがその範囲よりも大き
い場合には前記実施例の場合と同様にステップＳ１８が
、小さい場合にはステップＳ１９が、またその許容範囲
（Ｋｑｏ　±α）に入る場合にはステップＳ２０がそれ
ぞれ実行される。

つまり、これによって、前記第三発明に対応する実施例
と同様に、カフ圧ｃｐと生体の段高血圧値との差が一定
の許容範囲内に入っているのかどうかが判断され、また
その許容範囲に入っていない場合にはその差がその一定
の許容範囲内に入るようにカフ圧ＣＰが昇降制御される
のであり、そのように昇降制御されたカフ圧ＣＰに１０
ｍｍＨｇの圧力が加算されて生体の最高血圧値が求めら
れるようになっているのである。ちなみに、この実施例
において比較の対象とされるＣ１−に時間は、心拍信号
ＥＳＣのＱ波の発生時期と脈波の立ち−にかり時期との
差であるＱ−Ｐ時間と、前記Ｐ　−Ｋ時間との和として
表されるが、前者のＱ−Ｐ時間は生体によって略一定で
あるため、Ｑ−に時間は前記第三発明に対応した実施例
におけるＰ−に時間と同様の意義を有するのである。な
お、このことはＱ波の代わりに心拍信号ＥＳＣのうちの
Ｐ波等を用いても同じである。

そして、ステップＳ２０において生体の最高血圧値が求
められると、次に実行されるステップ８２１″において
その最高血圧値がＱ−に時間：Ｔｑと共に表示器５４に
表示・記録され、それ以後、前記実施例と同様にステッ
プ３２２以下が実行されることとなる。なお、この実施
例では、前記ステップＳｌ／Ｉ’、Ｓ１５．Ｓ１６’、
３１７″。

Ｓ１８およびＳ１９によって制御手段が構成され、ステ
ップＳ２０．Ｓ２１”および表示器５４によって表示手
段が構成されている。

以上、説明したように、Ｋ音（血流音）または脈波の発
生時期または大きさが一定となるようにカフ圧ｃｐを制
御することにより、生体の最高血圧値を殆んど心拍の一
拍毎に測定することが可能となり、これによって生体の
自律神経疾患等の診断のための連続的な血圧測定にも非
観血式の血圧測定装置を使用することが可能となったの
である。

なお、以上の実施例ではいずれもカフ圧ＣＰが最高血圧
値から１０ｍｍＨｇ降圧させられ、この降圧させられた
カフ圧ＣＰにおいてに音や脈波の発生時期や大きさが検
出されるとともに、それらが一定となるようにカフ圧Ｃ
Ｐが制御されるようになっていたが、これはに音や脈波
を最高血圧値と同じカフ圧ＣＰで得られろ信号よりもや
や大きな信号として検出し易くするとともに、雑音を除
去して測定誤差を少なくする目的でなされているもので
あり、したがって必ずしもｌＱｍｍ）Ｉｇに［（ＩＶ定
されるものではなく、状況に応じて適宜変更することが
可能である。

また、前記実施例では、カフ圧ＣＰの昇降制御が１１０
１ｍ１（毎に行われるようになっていたが、これも例え
ば５　ｍｍ　Ｔ（ｆｆ毎等、あるいは基準値と比較値と
の差が大きいはと昇降圧力を大きくする等、状況に応じ
て適宜変更することができる。なお、昇降圧制御を一定
の圧力毎に行う場合には、その昇降圧力を小さくするこ
とにより、最高血圧値の最大測定誤差を小さくして測定
精度を向上でき、逆に大きくすることにより、生体の最
高血圧値の急激な変動に対する追従性を向上することが
可０ヒとなる。

また、前述の第６図の実施例においてはに音の大きさが
一定となるようにカフ圧が制御されていたが、生体の心
拍に同期したカフ１ｏの圧力振動として得られる脈波の
大きさが一定となるようにカフ圧を制御するようにして
もよい。なお、この場合には、マイクロフォン２２の代
わりに第一ハンドパスフィルタ２４が必要となる。

また、前述の実施例においては、血流音としてに音が採
取されるようになっていたが、マイクロホン２２として
、たとえば変位型マイクロホンのような可聴周波数以下
の周波数成分を検出できる形式のマイクロボンを使用し
、これによって得られる数Ｈｚ以上の準可聴周波数（ｓ
ｕｂａｕｄｉｂｌｅ　ｐｒｅｑｕｅｎｃｙ）の脈音をに
音の替わりに用いるようにしてもよい。この形式のマイ
クロホンによって得られる脈音の波形はむしろ前記脈波
の形に近いものである。

また、前記実施例では、カフ圧ｃｐを制御するのに、カ
フ圧ＣＰを昇圧および降圧し得るようにされていたが、
自律神経疾患等の診断では主として最高血圧値が上昇す
るトレンドを見ることが必要とされることから、カフ圧
ＣＰを制御する機能としてカフ圧を単に昇圧制御し得る
機能だけを持たせるようにしてもよい。

さらに、前記実施例でば、電動ポンプ１４とカフ１０と
の間に空気ダンパ１６と電磁給気弁１２が介在させられ
ていたが、これら空気ダンパ１６や電磁給気弁］２を省
くことも可能である。

その他、−々列挙はしないが、木かの発明がそれぞれそ
の趣旨を逸脱しない範囲内において種々なる変形、修正
、改良等を施した態様で実施し得ることは勿論である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例を示すブロック線し」であり
、第２１７１は第１図の実施例の作動を説明するための
フローチャートであり、第３図は最高血圧値とカフ圧が
一定の場合における脈波（動脈圧）とＰ−に時間の関係
を説明するだめの図であり、第４図は最高血圧値が一定
の場合におけるカフ圧とＰ−に時間との関係を説明する
ための図であり、第５図はカフ圧が一定の場合における
最高血圧値とＰ−に時間との関係を説明するための図で
ある。 第６図および第７図はそれぞれ本願の発明の他の実施例
の作動を説明するためのフローチャートの要部を示す図
である。 ２２：マイクロホン ５６；心電計（心拍検出手段） ５６：心電計（心拍検出手段）

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. （１）生体の血圧値を連続的に測定する非観血式連続血
   圧測定方法であって、 圧迫手段によって前記生体の一部を最高血圧値付近まで
   圧迫し、該生体の一部から発生する血流音または脈波の
   発生時期または大きさが一定となるように該圧迫手段の
   圧迫圧力を連続的に制御し、該圧迫手段の圧迫圧力に基
   づいて最高血圧値を連続的に測定することを特徴とする
   非観血式連続血圧測定方法。
2. （２）生体の血圧値を連続的に測定する非観血式連続血
   圧測定装置であって、 生体の一部を圧迫するためのカフを有する圧迫手段と、 該圧迫手段による圧迫によって該生体内から発生する血
   流音を検出するマイクロホンと、前記血流音の大きさが
   一定となるように、前記圧迫手段の前記生体に対する圧
   迫圧力を連続的に制御する制御手段と、 前記圧迫手段の圧迫圧力に基づいて前記生体の最高血圧
   値を連続的に表示する表示手段と、を含むことを特徴と
   する非観血式連続血圧測定装置。
3. （３）生体の血圧値を連続的に測定する非観血式連続血
   圧測定装置であって、 生体の一部を圧迫するためのカフを有する圧迫手段と、 該圧迫手段による圧迫によって該生体内から発生する血
   流音を検出するマイクロホンと、前記生体の心拍に同期
   した前記カフの圧力振動である脈波を検出する脈波セン
   サと、 前記脈波の立ち上がり時点から前記血流音の発生までの
   時間が一定となるように、前記圧迫手段の前記生体に対
   する圧迫圧力を連続的に制御する制御手段と、 前記圧迫手段の圧迫圧力に基づいて前記生体の最高血圧
   値を連続的に表示する表示手段と、を含むことを特徴と
   する非観血式連続血圧測定装置。
4. （４）生体の血圧値を連続的に測定する非観血式連続血
   圧測定装置であって、 生体の一部を圧迫するためのカフを有する圧迫手段と、 該圧迫手段による圧迫によって該生体内から発生する血
   流音を検出するマイクロホンと、前記生体の心拍を検出
   し、心拍信号を発生する心拍検出手段と、 前記心拍信号の発生時点から前記血流音の発生までの時
   間が一定となるように、前記圧迫手段の前記生体に対す
   る圧迫圧力を連続的に制御する制御手段と、 前記圧迫手段の圧迫圧力に基づいて前記生体の最高血圧
   値を連続的に表示する表示手段と、を含むことを特徴と
   する非観血式連続血圧測定装置。