(57)【特許請求の範囲】
【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、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患者の血圧測定の間の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以上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するとともに、前記圧迫帯圧検出手段により血圧の振動の有無と強度を測定するために、前記圧迫帯を圧力刻みずつ減圧するよう前記減圧収縮手段に指示し、
かつ、前記制御手段は前記減圧収縮手段に対して、現在の圧力レベルから次の圧力レベルへの減圧収縮の際に、血圧の振動の検出を行う第１の時限時間待った後に減圧収縮するように指示し、前記次の圧力レベルからその次の圧力レベルへの減圧収縮の際に、血圧の振動の検出を行う、第１の時限時間と異なる長さの第２の時限時間待った後に減圧収縮するよう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における、
（イ）患者の見積もられた動脈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）第１の圧力レベルにおいて、第１の時限時間の間に検出された動脈圧振動群に
基づいた信号を発生させる行程、
（ハ）前記第１の圧力レベルから第２の圧力レベルに前記圧迫帯を減圧収縮する行程、
（ニ）その第２の圧力レベルにおいて、前記第１の時限時間と異なる長さの第２の時限時間の間に検出された動脈圧振動群に基づいた信号を発生させる行程、を有する血圧測定方法。
【発明の詳細な説明】
【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。
【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,IIIと本発明と共通して譲渡された米国特許第４，３４９，０３４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。Ramsey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（oscillatory complexes ）”あるいは単に“振動（oscillation ）”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、振幅を与え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。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。
【０００５】
一方、Medero らによる米国特許第４，５４３，９６２号と、Nelson らによる米国特許第４，８８９，１３３号と、 Dorsettらによる米国特許第４，９４９，７１０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。しかしながら、その方式では専ら、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だけである。もし不幸にも、患者の心拍がその減圧と同じ周期性を持ち、しかもその減圧中に振動群が発生した場合、決まった検出期間ではモニタは何の振動群も見い出せず、振動群の数段階をミスする可能性がある。その上、結果として心臓の収縮期圧を検出し損なった場合、圧迫帯は高圧まで空気を再注入されることになるので患者に不要な不快を与えることになる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
上記問題に対する一つの解決策は、減圧周期の長さを振動群間の予想される最大時間より長く伸ばすことによって、振動群が各減圧段階でいつも得られるようにすることである。しかしながら、そのような解決策は、測定装置が初期の膨張圧から振動群のＭＡＰ測定に十分な圧力に落とすために長時間要することになり、血圧測定時間を伸ばすことになり望ましくない。
【０００７】
この発明は上記のような問題点を解決するためになされたもので、圧迫帯の減圧収縮中に振動群が発生してそのために検出回路が振動群を見逃す可能性を最少にすることを第１の目的とする。
【０００８】
また、この発明は、血圧測定期の全体の時間を伸ばさずに各減圧段階で振動群を検出できるようにすることを目的とする。
【０００９】
また、この発明は、検出回路が心臓の収縮期圧を見逃すのを防止して、患者に対して圧迫帯への空気再注入による不快な高圧をかけないようにすることを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的は、本発明によれば、各減圧測定期間の時限時間を交互に変えることによってモニタが一減圧段階を超えて心拍と同期することのない自動血圧測定装置を提供することにより達成された。検出期間全てを同じ時間としている従来のモニタと測定サイクルの全体の時間が同じ時間になるように、各減圧段階での検出期間を、交互に長−短−長−短時間に変えることが好ましい。言い換えれば、振動群が検出される可能性がある時限時間を、各減圧段階で交互に変えることである。勿論、一旦振動群を検出すれば、その減圧段階における休止は一般に不要であり、従来法と同様に次の減圧段階にその処理を進めるようにしてもよい。
【００１１】
【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。
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。
【００１２】
実施の形態１．
米国特許第４，３６０，０２９号では、Ramsey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。
【００１３】
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。
【００１４】
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。
【００１５】
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により加圧変換器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'０２９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４，５４３，９６２号と、Mederoの米国特許第４，５４６，７７５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。
【００１６】
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'０２９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８〜１０p.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。
【００１７】
圧力変換器１０５から発信されるパス１０７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。
【００１８】
上記のように、マイクロプロセッサー１０８と減圧弁１０２の制御により、また圧力変換器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。
【００１９】
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１０２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。
【００２０】
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、従来の圧迫帯の段階減圧と従来の非侵襲性血圧モニタ用測定サイクルを示した時間に対する圧力のグラフを示す。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１０１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の圧力を低下させる。
【００２１】
上述したように、特定の減圧収縮段階では振動群を検出しない可能性がある。それは圧迫帯１０１を減圧収縮し、検出がなされていない時間に振動群が発生してしまうためである。実際、患者の心拍が時限時間と同一期間ｄであり、振動群がいくつかの連続した減圧期間で生じる可能性がある。この同期の結果として、振動群のデータの数段階が圧力変換器１０５で見落とされることになる。例えば、もしもｄ＝１秒であるならば、減圧間隔に同期する、毎分６０回の心拍は圧力変換器１０５で検出されないことになる。
【００２２】
図３は、従来の血圧モニタで生じる可能性がある上記“同期”の問題を除去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、従来技術と同様に血圧測定のために約８ｍｍＨｇずつ等しく低下させて圧迫帯１０１を減圧収縮する。しかしながら、本発明によれば、それぞれの減圧段階の時限時間を、少なくとも十分な振幅の振動群が検出される時間に変更する。図３に示すように、それぞれの減圧段階は、ｄ1とｄ1に等しくないｄ2 の時限時間を有し、その時限時間は十分な振幅の振動群が検出される迄各減圧段階で交互に変動する。この方法により非侵襲性血圧モニタが一段階を超えて心拍と同期しないようになる。本発明に従う交互変動減圧技術を用いる全測定サイクルの時間が、図２に示したような従来の減圧技術を用いる全測定サイクルの時間と同一になるように、ｄ1＋ｄ2＝２ｄであるのが好ましい。
【００２３】
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。
【００２４】
ステップ４００で示した減圧収縮動作の開始時点で、減圧弁１０２を開けて、所定の圧力、一般に一段階につき約８ｍｍＨｇの圧力減少によりステップ４０２で圧迫帯１０１を減圧する。ステップ４０４では、前の測定サイクルで測定した心拍が毎分６０回未満であったか、この装置でチェックする。もしもその心拍が６０回未満であれば、ステップ４０６で減圧段階の時限時間を“長”時間に固定する。しかしながら、もしも前に測定した心拍が毎分６０回以上であれば、前の段階減圧レベルで振動群に相当するものが検出されたか、ステップ４０８で判断する。もしも前の段階減圧レベルで振動群に相当するものが検出されたならば、ステップ４０６で減圧段階の時限時間を“長”時間に固定する。これは、振動群が現在検出できる程度まで圧迫帯１０１を減圧していることを示している。しかしながら、振動群に相当するものが前のレベルで得られず、そのためその圧力が心臓の収縮期圧以上かあるいは平均動脈圧より十分に高いとステップ４０８で判断すれば、ステップ４１０で時限時間の固定を解く。
【００２５】
患者の心拍が毎分６０回未満であるとステップ４０４で判断するか、あるいは振動群に相当するものを前の減圧レベルで検出したとステップ４０８で判断すれば、時限時間を固定したまま従来の振動群の検出方法で処理を進めるようステップ４１２で判断する。しかしながら、患者の心拍が毎分６０回以上であるとステップ４０４で判断するか、あるいは振動群に相当するものを前の収縮レベルで検出しなかったとステップ４０８で判断すれば、時限時間の固定を解き、本発明の技術に従い時限時間を変更することが望ましいと判断して、ステップ４１０において時限時間の固定を解く。ステップ４１２において時限時間が固定されていないと判断すれば、時限時間をステップ４１４で変更してステップ４１６に進み、振動群が現在の減圧レベルで存在するかを判断する。もしも振動群をステップ４１６で検出すれば、ステップ４１８で時限時間を再び“長”時間に固定する。しかしながら、もしも振動群をステップ４１６で検出しなければ、ステップ４２０で時限時間に到達するまで、振動群の検出をチェックし続ける。その後、患者の血圧測定に十分なデータが集まったかを判断するステップ４２２に処理を進める。もしも十分なデータが集まったていれば、ステップ４２４で減圧のルーチンを終了する。しかしながら、十分なデータが集まっていなければ、ステップ４０２で圧迫帯１０１を８ｍｍＨｇ減圧収縮して次の減圧段階に入る。
【００２６】
もしも振動群をステップ４１６で検出すれば、次に非侵襲性血圧モニタはステップ４２６で第２の振動群を探す。これは、二つの振動群の振幅が合致するか、Ramseyらが上記 '０２９号と’０３４号の特許で説明した技術に従って判断を行うためである。もしも第２の振動群をステップ４２６で検出すれば、ステップ４２８で時限時間を再び“長”時間に固定し、患者の血圧を測定するのに十分なデータが集まったかステップ４２２で判断する。一方、第２の振動群をステップ４２６で検出しなければ、時限時間に到達するまで第２の振動群を探し続ける。時限に到達した場合は、ステップ４２２で患者の血圧を測定するのに十分なデータを受けたか判断し、通常の減圧処理をステップ４２４で終了する。
【００２７】
従って、心拍数が毎分６０回を超えた典型的な患者に対しては、振動群に相当するものを検出する迄、時限時間が長／短変更される。その後、通常処理を行わせるために時限時間は“長”時間に固定される。しかしながら、もしも患者の心拍が毎分６０回未満であれば振動群を各段階で見つけることができるように、時限時間を“長”時間に固定することが好ましい。この場合、最低レベルの心拍数の患者でも振動群の検出を可能にするように、十分に長く“長”時間を選択するのが好ましい。
【００２８】
本発明によれば、実際の減圧中（すなわち、測定がなされていない時間）に振動群の発生を最少にするため、圧迫帯１０１の実際の減圧時間ができるだけ短いことが好ましい。
【００２９】
これまで本発明の目下好ましい実施態様とその例示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。例えば、Hood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。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、おそらく幾分無作為の時限時間の設定が可能になると当業者は理解する。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。
【００３０】
本発明の好適な実施態様として、以下のものがある。
（１）制御手段は、減圧収縮手段に、各圧力レベルの時限時間を、第１の時限時間と第２の時限時間との間で交互に変更するように指示することを特徴とする請求項１記載の自動血圧測定装置。
【００３１】
（２）制御手段は、収縮手段に、予め決定された品質の血圧振動が検出された圧力レベルに続くすべての圧力レベルに対して、予め決定された時限時間を選択するように指示することを特徴とする上記実施態様（１）記載の自動血圧測定装置。
【００３２】
（３）予め決定された品質の動脈圧振動群が行程（ニ）で検出されるまで続く各圧力レベルにおいて行程（ハ）と（ニ）を繰り返す行程と、一定の最大時限時間で続く全ての検出行程を実施する行程と、をさらに有することを特徴とする請求項２記載の血圧測定方法。
【００３３】
（４）患者の心拍数を測定する行程と、患者の心拍数が所定の心拍数より少ない場合には、検出行程（ロ）と（ニ）の間、第１の時限時間および第２の時限時間の代わりに一定の最大時限時間を用いる行程と、をさらに有することを特徴とする請求項２記載の血圧測定方法。
【００３４】
【発明の効果】
以上のように、本発明によれば、振動群を検出できる各減圧収縮段階における時限時間を変えるようにしたため、一つの減圧段階を超えてモニタが心拍に同期することをなくすことができる。従って、圧迫帯の減圧収縮の際に発生する振動群の検出ミスを防止することができる効果がある。また血圧測定サイクルの全体の時間を伸ばさずに各減圧段階で振動群を検出することができる効果がある。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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。
【図３】この発明による長短交互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。
【図４】この発明の技術による交互の段階減圧サイクルをプログラムしたマイクロプロセッサー制御に基づく図１の装置の動作を示すフローチャートである。
【符号の説明】
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）
【図１】
0003716017.tif 000002
【図２】
0003716017.tif 000003
【図３】
0003716017.tif 000004
【図４】
0003716017.tif 000005