(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の上腕部への圧迫圧力を変化させるカフを備え、該カフの圧迫圧力を所定の徐速変化速度で変化させて該生体の血圧値を測定する形式の血圧測定装置であって、
前記カフにより前記上腕部を止血させる止血手段と、
前記カフによって止血される部位よりも上流側で発生する圧脈波が検出可能なように該カフに一体的に設けられた圧脈波センサと、
前記止血手段により前記カフが前記上腕部を止血している状態において該圧脈波センサによって検出される圧脈波に基づいて、前記生体の心機能に関連する心機能パラメータを算出する心機能パラメータ算出手段と
を含むことを特徴とする血圧測定装置。
【請求項２】
前記心機能パラメータ算出手段は、前記圧脈波センサによって検出される圧脈波の立ち上がり点とダイクロティックノッチとの時間差から駆出時間を算出するものであることを特徴とする請求項１に記載の血圧測定装置。
【請求項３】
前記生体の所定部位に装着される複数の電極を備え、該電極を介して心筋の活動電位を示す心電信号を検出する心電計をさらに備え、
前記心機能パラメータ算出手段は、該心電計によって心電図のＱ波が検出された時間と、前記圧脈波センサによって圧脈波の立ち上がり点が検出された時間との時間差を前駆出時間として算出するものであることを特徴とする請求項２に記載の血圧測定装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、心機能評価機能を備えた血圧測定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
循環器系の状態を診断するためには、血圧を測定することが一般的である。しかし、心臓は循環器の一つではあるが、血圧だけでは心機能を評価は困難である。そこで、血圧とともに心機能を評価することが必要となる場合もある。
【０００３】
ところで、生体の心機能を評価するためには、心臓から実際に血液が駆出されている時間である駆出時間、心筋の活動開始から実際に血液が駆出されるまでの時間である前駆出時間、心臓の機械的な効率である心機械効率などの心機能パラメータを算出することが行われ、また、それら心機能パラメータは大動脈圧波形に基づいて算出することができる。たとえば、駆出時間は、大動脈圧波形の立ち上がり点からダイクロティックノッチまでの時間から算出することができ、また、前駆出時間は心電図のＱ波の発生時点から大動脈圧波形の立ち上がり点が発生するまでの時間から算出することができる。
【０００４】
しかし、大動脈圧波形は、非侵襲で直接検出することが困難であることから、他の部位で動脈圧波形を測定し、その測定した動脈圧波形から大動脈圧波形を推定して、その推定した大動脈圧波形に基づいて前記心機能パラメータを算出する心機能評価装置が提案されている。たとえば、本出願人が先に出願して公開された特開平１１−１１３８６０号公報、特開２０００−３３９１０号公報、特開２０００−３３３９１１号公報にそれぞれ記載された装置がそれである。これらの公報に記載された装置では、手首で検出した橈骨動脈圧波形に基づいて大動脈圧波形を推定し、その推定した大動脈圧波形を用いて心機能パラメータを算出している。また、上記公報に記載された装置では、心機能パラメータの算出とともに血圧も測定することができる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、上記公報に記載された装置では、上腕にカフを装着し、圧脈波センサを内部に備えた圧脈波検出プローブを手首に装着し、生体の所定部位に心電図検出用の複数の電極を貼着し、さらに心音マイクロホンを心臓の近傍に配置する必要があるので、それらを生体に装着することは比較的面倒である。そのため、血圧を測定するとともに心機能を評価することがより容易に行える装置が望まれている。特に現在では在宅医療が重要となりつつあることから、家庭でも簡便に血圧とともに心機能を測定できる装置が望まれている。
【０００６】
本発明は以上の事情を背景として成されたものであって、その目的とするところは、心機能および血圧を測定するための装置の装着が容易となる心機能評価機能付き血圧測定装置を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明者は上記目的を達成するために種々検討を重ねた結果、以下の知見を見いだした。すなわち、血圧測定に用いられるカフなどで上腕部を止血しているときは、その止血部位の上流側で検出される圧脈波は大動脈圧波形と同じ形状であることから、カフが装着されたときにそのカフの上端に位置するように、圧脈波センサをそのカフに一体的に備え、カフによって上腕部が止血されているときにその圧脈波センサによって圧脈波を検出すれば、血圧を測定するカフを装着すると同時に大動脈圧波形を検出するためのセンサを装着することができるとの知見を見いだした。本発明はかかる知見に基づいて成されたものである。
【０００８】
すなわち、前記目的を達成するための請求項１に係る発明は、生体の上腕部への圧迫圧力を変化させるカフを備え、該カフの圧迫圧力を所定の徐速変化速度で変化させて該生体の血圧値を測定する形式の血圧測定装置であって、（ａ）前記カフにより前記上腕部を止血させる止血手段と、（ｂ）前記カフによって止血される部位よりも上流側で発生する圧脈波が検出可能なように該カフに一体的に設けられた圧脈波センサと、（ｃ）前記止血手段により前記カフが前記上腕部を止血している状態において該圧脈波センサによって検出される圧脈波に基づいて、前記生体の心機能に関連する心機能パラメータを算出する心機能パラメータ算出手段とを含むことを特徴とする。
【０００９】
【発明の効果】
この発明によれば、圧脈波センサは、カフによって上腕部が止血される部位よりも上流側で発生する圧脈波を検出することから、止血手段によりカフが上腕部を止血している状態で圧脈波センサにより検出される圧脈波の波形は、大動脈圧波形と同じ波形である。従って、心機能パラメータ算出手段により、その圧脈波に基づいて心機能パラメータを算出することができる。また、血圧も上腕部に装着されたカフを用いて測定できる。従って、心機能パラメータおよび血圧を測定するために生体に装着する装置が少なくなるのでその装着が容易になる。
【００１０】
また、前記目的を達成するための請求項２に係る発明は、前記心機能パラメータ算出手段は、前記圧脈波センサによって検出される圧脈波の立ち上がり点とダイクロティックノッチとの時間差から駆出時間を算出するものであることを特徴とする。
【００１１】
この発明によれば、駆出時間はカフに一体的に設けられた圧脈波センサによって検出される圧脈波のみから算出でき、圧脈波以外の生体信号を検出するために他のセンサを装着する必要がないので、心機能パラメータを測定するための装置の装着が容易になる。
【００１２】
また、前記目的を達成するための請求項３に係る発明は、前記生体の所定部位に装着される複数の電極を備え、その電極を介して心筋の活動電位を示す心電信号を検出する心電計をさらに備え、前記心機能パラメータ算出手段は、その心電計によって心電図のＱ波が検出された時間と、前記圧脈波センサによって圧脈波の立ち上がり点が検出された時間との時間差を前駆出時間として算出するものであることを特徴とする。
【００１３】
前述の特開平１１−１１３８６０号公報に記載された装置では、駆出時間を測定するためには、カフ、圧脈波センサおよび心音マイクロホンを生体に装着することを必要とし、前駆出時間を測定するためには、さらに心電計に備えられた複数の電極を生体に装着する必要があったが、この発明によれば、駆出時間および前駆出時間を測定するために生体に装着する装置は、カフおよび複数の電極だけでよい。
【００１４】
ここで、好ましくは、前記止血手段は、カフの圧迫圧力を上腕部が止血できる圧力として予め設定された止血圧力まで急速に昇圧させた後、その止血圧力を所定時間維持し、続いて、カフの圧迫圧力を前記徐速変化速度で徐速降圧させるものである。このようにすれば、カフの圧迫圧力が止血圧力に維持されている間に前記圧脈波センサに検出される圧脈波に基づいて前記心機能パラメータを算出することができ、且つ、カフの圧迫圧力が徐速降圧させられる過程で血圧値を測定することができるので、カフの圧迫圧力を一度昇圧するだけで血圧値と心機能パラメータが算出できる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好適な実施の形態について図面を参照しつつ詳細に説明する。図１は、心機能評価機能付き血圧測定装置１０の構成を示すブロック図である。
【００１６】
図において、１２はカフであって、たとえば患者の右腕の上腕部１４に巻回される。上記カフ１２は、そのカフ１２の展開図である図２に示すように、帯状の腕帯袋１６によって全体が覆われている。この腕帯袋１６は、伸展性がなく且つ比較的剛性の高い布製であり、長手方向長さは上腕の血圧測定に用いられる一般的なカフと同じ長さであり、幅方向長さは上記一般的なカフよりも後述する小カフ２０の幅方向長さ分だけ長くされている。
【００１７】
腕帯袋１６の内部には、長手方向が上腕部１４の周囲長と略同程度の長さ（たとえば２４ｃｍ）とされた大カフ１８および小カフ２０が設けられている。これら大カフ１８および小カフ２０は、ゴム製の袋である。大カフ１８は血圧測定用であり、大カフ１８の幅方向長さは、上腕の血圧測定に用いられる一般的なカフに備えられたゴム嚢と同じ大きさとされている。小カフ２０は後述する圧脈波センサ２８を上腕部１４に適当な押圧力で押圧するためのものであり、小カフ２０の幅方向長さは、大カフ１８の幅方向長さよりも短く、例えば２ｃｍ程度とされている。それら大カフ１８と小カフ２０とは、長手方向の一辺が互いに接するように配置されており、カフ１２が上腕部１４に巻回された状態では小カフ２０はカフ１２の巻き軸方向上端に位置する。また、大カフ１８および小カフ２０は、それらの内部へ空気を導入するための配管２２、２４とそれぞれ連通させられている。
【００１８】
また、腕帯袋１６には、カフ１２が上腕部１４に巻回されたときに内周面となる側であって、カフ１２が上腕部１４に巻回されたときに小カフ２０によって圧迫される位置に、幅方向長さが小カフ２０と略同じ可撓性基板２６が固設されている。さらに、その可撓性基板２６には、４つの圧脈波センサ２８がカフ１２の長手方向に一直線上に固定されている。また、それら圧脈波センサ２８の間の隙間は比較的狭く、たとえば、０．９ｍｍとされている。このようにカフ１２に圧脈波センサ２８が一体的に備えられているので、カフ１２を上腕部１４に装着すれば、圧脈波センサ２８が同時に上腕部１４に装着される。また、圧脈波センサ２８は、カフ１２の内周面において小カフ２０によって圧迫される位置に設けられており、小カフ２０は大カフ１８よりも上流側に位置するので、大カフ１８によって上腕部１４が止血された状態では、圧脈波センサ２８には止血部位よりも上流側で発生する圧脈波が検出される。
【００１９】
図３は、上記圧脈波センサ２８の平面図である。圧脈波センサ２８の押圧面３０は、単結晶シリコンなどから成る半導体チップによって形成され、カフ１２の長手方向（図３の横方向）における長さが、たとえば１３ｍｍ程度とされている。その押圧面３０には、多数の半導体感圧素子（すなわち圧力検出素子）３２が一定の間隔でカフ１２の長手方向に一直線上に配列されており、本実施例の圧脈波センサ２８では、１５個の半導体感圧素子３２が０．２ｍｍ間隔で配列されている。
【００２０】
図１に戻って、大カフ１８には、配管２２を介して、圧力センサ３４、排気制御弁３６、および空気ポンプ３８がそれぞれ接続されている。排気制御弁３６は、大カフ１８内への圧力の供給を許容する圧力供給状態、大カフ１８内を徐々に排圧する徐速排圧状態、大カフ１８内を急速に排圧する急速排圧状態、および大カフ１８内の圧力を維持する圧力維持状態の４つの状態に切り換えられるように構成されている。
【００２１】
圧力センサ３４は、大カフ１８内の圧力ＰＫ１を検出してその圧力ＰＫ１を表す第１圧力信号ＳＰ１を図示しない増幅器を介してローパスフィルタ４０およびハイパスフィルタ４２へそれぞれ供給する。上記ローパスフィルタ４０は圧力信号ＳＰ１に含まれる定常的な圧力すなわち大カフ１８の圧迫圧力を表すカフ圧信号ＳＫ１を弁別してそのカフ圧信号ＳＫ１をＡ／Ｄ変換器４４を介して演算制御装置４６へ供給する。一方、ハイパスフィルタ４２に供給された第１圧力信号ＳＰ１は、たとえば０．８Ｈｚ以上の周波数成分のみが通過させられて図示しない増幅器を介してローパスフィルタ４８に供給される。ローパスフィルタ４８は、たとえば１０．８Ｈｚ以下の周波数成分のみを通過させる。ローパスフィルタ４８を通過させられた信号は、圧力信号ＳＰ１の振動成分であるカフ脈波信号ＳＷを表し、このカフ脈波信号ＳＷはＡ／Ｄ変換器５０を介して演算制御装置４６へ供給される。
【００２２】
小カフ２０には、圧力センサ５２、調圧弁５４、および空気ポンプ５６が配管２４を介してそれぞれ接続されている。圧力センサ５２は小カフ２０内の圧力ＰＫ２を表す第２圧力信号ＳＰ２をＡ／Ｄ変換器５８を介して演算制御装置４６へ供給する。調圧弁５４は、空気ポンプ５６からの圧力空気を演算制御装置４６からの信号に従って調圧して小カフ２０へ供給する。
【００２３】
マルチプレクサ６０は、演算制御装置４６からの切替信号ＳＣに従って、４つの圧脈波センサ２８にそれぞれ１５個ずつ合計６０個備えられた半導体感圧素子３２から出力される圧脈波信号ＳＭを、所定の時間ずつ順次、増幅器６２へ出力する。ＥＰＲＯＭ（ｅｒａｓａｂｌｅ  ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ  ＲＯＭ）６４には、上記６０個の半導体感圧素子３２の相互のセンサ感度差をなくすための補正信号が半導体感圧素子３２毎に記憶されており、上記切替信号ＳＣに従うことによってマルチプレクサ６０に同期させられて、マルチプレクサ６０によって読み込まれた圧脈波信号ＳＭを出力している半導体感圧素子３２に対応する上記補正信号をＤ／Ａ変換器６８に出力する。
【００２４】
前記増幅器６２によって増幅された圧脈波信号ＳＭとともに上記Ｄ／Ａ変換器６８によってアナログ信号に変換された補正信号が増幅器７０に供給されることによって、圧脈波信号ＳＭは一定のセンサ感度によって検出されたものに補正される。そして、その補正された圧脈波信号ＳＭはＡ／Ｄ変換器７２を介して演算制御装置４６の図示しないＩ／Ｏポートに供給される。
【００２５】
心電計７４は、生体の表皮上においてその生体の心臓を挟むように位置する部位に貼り付けられる複数の電極７６を備え、その電極７６を介して心筋の活動電位を検出し、その心筋の活動電位を表す心電信号ＳＥをＡ／Ｄ変換器７８を介して演算制御装置４６へ供給する。
【００２６】
演算制御装置４６は、ＣＰＵ８０、ＲＯＭ８２、ＲＡＭ８４等を備えた所謂マイクロコンピュータであり、ＣＰＵ８０はＲＯＭ８２に記憶されたプログラムに従いつつＲＡＭ８４の記憶機能を利用して信号処理を実行することにより、血圧測定のための排気制御弁３６および空気ポンプ３８の制御、圧脈波信号ＳＭ検出のための調圧弁５４および空気ポンプ５６の制御、血圧値ＢＰの決定、心機能パラメータの算出などを行い、その決定した血圧値ＢＰや心機能パラメータを表示器８６に表示する。
【００２７】
図４は、上記演算制御装置４６の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において、止血手段としても機能する大カフ圧制御手段９０は、排気制御弁３６および空気ポンプ３８を制御して、大カフ１８の圧迫圧力を上腕部１４が完全に止血できる圧力として予め設定された止血圧力ＰＭ１（たとえば１８０ｍｍ／Ｈｇ程度）まで急速に昇圧した後、その圧迫圧力を止血圧力ＰＭ１にて一拍乃至数拍分程度の時間維持し、続いてその圧迫圧力を２〜３ｍｍＨｇ／ｓｅｃ程度の速度で徐速降圧させ、次述する血圧値決定手段９２によって血圧値ＢＰが決定された後にその圧迫圧力を大気圧まで排圧する。
【００２８】
血圧値決定手段９２は、上記カフ圧制御手段９０によって大カフ１８の圧迫圧力が徐速降圧させられる過程で得られたカフ脈波信号ＳＷの変化に基づいて、よく知られたオシロメトリック法によって生体の最高血圧値ＢＰ（ＳＹＳ）、平均血圧値ＢＰ（ＭＥＡＮ）、最低血圧値ＢＰ（ＤＩＡ）を決定し、その決定した最高血圧値ＢＰ（ＳＹＳ）等を表示器８６に表示する。
【００２９】
小カフ圧制御手段９４は、圧力センサ５２からの第２圧力信号ＳＰ２に従って調圧弁５４および空気ポンプ５６を制御して、小カフ２０内の圧力ＰＫ２を予め設定された所定の目標圧力ＰＭ２にまで昇圧し、その圧力を維持する。上記目標圧力ＰＭ２は、圧脈波センサ２８によって圧脈波が感度良く検出される圧迫圧力として実験に基づいて決定される。なお、小カフ圧制御手段９４による小カフ２０の圧力ＰＫ２の制御は、大カフ１８の圧迫圧力が前記大カフ圧制御手段９０によって制御されて上腕部１４が止血させられているときに実行される。
【００３０】
最適素子決定手段９６は、４つの圧脈波センサ２８に備えられた６０個の半導体感圧素子３２から、圧脈波を検出するのに最も適した半導体感圧素子３２（以下、これを最適検出素子Ａという）を一つ決定する。図５は、カフ１２が上腕部１４に巻回された状態を示す断面図であるが、図５に示すように、各圧脈波センサ２８の押圧面３０に備えられている半導体感圧素子３２と上腕部１４内の上腕動脈９８との距離は半導体感圧素子３２毎に異なるので、上腕動脈９８に近い半導体感圧素子３２すなわち上腕動脈９８の真上あるいはその付近に位置する半導体感圧素子３２を、最も感度良く圧脈波を検出できる最適検出素子Ａに決定することが好ましい。図６は、各半導体感圧素子３２と、その半導体感圧素子３２によって検出された圧脈波信号ＳＭの振幅の大きさとの関係を例示する図である。なお、図６において横軸の半導体感圧素子番号とは、一直線上に配列された半導体感圧素子３２の一方の端からの順番である。相対的に上腕動脈９８に近い半導体感圧素子３２によって検出される圧脈波信号ＳＭの振幅は、相対的に上腕動脈９８から遠い半導体感圧素子３２によって検出される圧脈波信号ＳＭに比較して大きくなるので、最適素子決定手段９６は、たとえば、図６に示す関係において相対的に振幅の大きい圧脈波信号ＳＭを検出した半導体感圧素子３２、特に好ましくは最大振幅を検出した半導体感圧素子３２を最適検出素子Ａに決定する。
【００３１】
駆出時間算出手段１００は、大カフ圧制御手段９０によって大カフ１８の圧迫圧力が前記止血圧力ＰＭ１に制御されているとき、すなわち、大カフ１８によって上腕部１４が止血されているときに、上記最適検出素子Ａによって検出される圧脈波に基づいて、左心室から血液が駆出されている駆出時間ＥＴ（Ｅｊｅｃｔｉｏｎ  Ｔｉｍｅ）を算出する。大カフ１８によって上腕部１４が止血されている状態では、その大カフ１８よりも上流側に装着されている圧脈波センサ２８に検出される圧脈波は、大動脈圧波と考えることができる。また、図７の大動脈、左心房および左心室の圧力と心電図とを概略的に示す図にも示すように、駆出時間ＥＴは、大動脈圧波形の立ち上がり点の発生時間とダイクロティックノッチの発生時間との時間差から算出することができる。従って、大カフ１８によって上腕部１４が止血されているときに最適検出素子Ａによって検出される圧脈波に基づいて駆出時間ＥＴが算出できる。なお、駆出時間ＥＴ  は心機能パラメータであることから、駆出時間算出手段１００は心機能パラメータ算出手段として機能する。
【００３２】
前駆出時間算出手段１０２は、大カフ１８によって上腕部１４が止血されているときに前記最適検出素子Ａによって検出される圧脈波および心電計７４から供給される心電信号ＳＥを用い、上記圧脈波において立ち上がり点が発生した時間と上記心電信号ＳＥが表す心電図においてＱ波が発生した時間との時間差を、左心室の心筋の収縮開始から左心室から血液が駆出するまでの前駆出時間ＰＥＰとして算出する。なお、前駆出時間ＰＥＰも心機能パラメータであることから、前駆出時間算出手段１０２も心機能パラメータ算出手段として機能する。
【００３３】
心機械効率算出手段１０４は、大動脈実効エラスタンスＥａと左心室収縮末期エラスタンスＥｅｓとの比として定義される心機械効率Ｅａ／Ｅｅｓを算出する。上記心機械効率Ｅａ／Ｅｅｓは、特開平１１−１１３８６０号公報に詳しく記載されているように、式１から算出することができる。従って、心機械効率算出手段１０４は、式１に示す関係式に、前駆出時間算出手段１０２によって算出された前駆出時間ＰＥＰ、および駆出時間算出手段１００によって算出された駆出時間ＥＴを代入して心機械効率Ｅａ／Ｅｅｓを算出する。
（式１）  Ｅａ／Ｅｅｓ＝ＰＥＰ／ＥＴ
【００３４】
図８は、図４の機能ブロック線図に示した演算制御装置４６の制御作動をさらに具体的に説明するためのフローチャートである。
【００３５】
図８において、まずステップＳ１（以下、ステップを省略する。）では、空気ポンプ３８が起動させられ、排気制御弁３６が圧力供給状態に切り替えられることによって大カフ１８の急速昇圧が開始されるとともに、空気ポンプ５６が起動させられることにより小カフ２０の昇圧が開始される。
【００３６】
続くＳ２では、小カフ２０のカフ圧ＰＫ２が２０〜３０ｍｍＨｇ程度に設定された目標圧力ＰＭ２以上となったか否かが判断される。この判断が否定されるうちは、このＳ２の判断が繰り返し実行され、その間に大カフ１８および小カフ２０の昇圧が継続される。一方、肯定された場合には、続くＳ３において、調圧弁５４が制御されることにより小カフ２０のカフ圧ＰＫ２がその圧力に維持される。
【００３７】
続くＳ４では、大カフ１８のカフ圧ＰＫ１が１８０ｍｍＨｇに設定された止血圧力ＰＭ１以上となったか否かが判断される。この判断が否定されるうちは、このＳ４の判断が繰り返し実行され、その間に大カフ１８の昇圧が継続される。一方、肯定された場合には、続くＳ５において、排気制御弁３６が圧力維持状態に切り替えられることにより、大カフ１８のカフ圧ＰＫ１がその圧力に維持される。
【００３８】
続くＳ６では、タイマｔの内容に「０」が入力される。そして、続くＳ７では、マルチプレクサ６０およびＥＰＲＯＭ６４を脈拍周期よりも十分に短い周期で切り替えさせるための切替信号ＳＣが出力され、続くＳ８では、マルチプレクサ６０から供給される圧脈波信号ＳＭが読み込まれる。さらに、続くＳ９では、心電計７４から供給される心電信号ＳＥが読み込まれる。
【００３９】
続くＳ１０では、タイマｔに「１」が加算され、続くＳ１１では、タイマｔが予め設定された読み込み周期Ｔ以上となったか否かが判断される。この読み込み周期Ｔは、たとえば一般的な脈拍周期の一拍分に設定される。このＳ１１の判断が否定された場合には前記Ｓ７以下が繰り返される。従って、Ｓ７〜Ｓ１１の繰り返しにより一拍分の圧脈波信号ＳＭおよび心電信号ＳＥが読み込まれる。また、前記Ｓ７において切替信号ＳＣが出力されると、ＥＰＲＯＭ６４からは６０個の半導体感圧素子３２によって検出された圧脈波信号ＳＭが順次出力されるので、Ｓ７〜Ｓ１１の繰り返しにおけるＳ８では、それら６０個の半導体感圧素子３２によって検出された圧脈波信号ＳＭが順次読み込まれる。
【００４０】
上記Ｓ１１の判断が肯定された場合には、心機能パラメータの算出に必要な信号が読み込まれたので、続くＳ１２において、空気ポンプ５６が停止させられ且つ調圧弁５４が制御されることにより、小カフ２０内が排圧させられる。図８のフローチャートでは、Ｓ１〜Ｓ３およびＳ１２が小カフ圧制御手段９４に相当する。そして、続くＳ１３では、空気ポンプ３８が停止させられ、且つ排気制御弁３６が徐速排圧状態に切り替えられて、大カフ１８のカフ圧ＰＫ１の徐速降圧が開始される。
【００４１】
続いて血圧値決定手段９２に相当するＳ１４において血圧値決定アルゴリズムが実行される。すなわち、大カフ１８の徐速降圧過程においてローパスフィルタ４８から逐次供給される脈波信号ＳＷが表すカフ脈波の振幅が一拍毎に決定され、その振幅の変化に基づいて、最高血圧値ＢＰ（ＳＹＳ）、平均血圧値ＢＰ（ＭＥＡＮ）および最低血圧値ＢＰ（ＤＩＡ）を決定するためのよ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が実行される。
【００４２】
続くＳ１５では、血圧値ＢＰの決定が完了したか否かが判断される。最高血圧値ＢＰ（ＳＹＳ）、平均血圧値ＢＰ（ＭＥＡＮ）、最低血圧値ＢＰ（ＤＩＡ）のうちで最低血圧値ＢＰ（ＤＩＡ）が最後に決定されるので、Ｓ１５では、最低血圧値ＢＰ（ＤＩＡ）が決定されたか否かが判断される。当初は、このＳ１５の判断が否定されるので、前記Ｓ１４以降が繰り返し実行される。
【００４３】
一方、Ｓ１５の判断が肯定されると、続くＳ１６において、排気制御弁３６が急速排圧状態に切り替えられることによって、大カフ１８内の空気が急速に排気されて圧迫が解放される。図８のフローチャートでは、Ｓ１、Ｓ４〜Ｓ６、Ｓ１１、Ｓ１３およびＳ１６が大カフ圧制御手段９０に相当する。そして、続くＳ１７では、上記Ｓ１４において決定された最高血圧値ＢＰ（ＳＹＳ）、平均血圧値ＢＰ（ＭＥＡＮ）、最低血圧値ＢＰ（ＤＩＡ）が表示器８６に表示される。
【００４４】
続いて最適素子決定手段９６に相当するＳ１８〜Ｓ１９が実行される。まず、Ｓ１８では、前記Ｓ７〜Ｓ１１の繰り返しにおいて読み込まれた各圧脈波信号ＳＭの振幅の大きさがそれぞれ決定され、続くＳ１９では、上記Ｓ１８で決定された振幅から最大振幅が決定され、その最大振幅を検出した半導体感圧素子３２が最適検出素子Ａに決定される。
【００４５】
続いて駆出時間算出手段１００に相当するＳ２０が実行される。Ｓ２０では、前記Ｓ７〜Ｓ１１の繰り返しによって読み込まれた圧脈波信号ＳＭのうち、上記Ｓ１９で決定された最適検出素子Ａによって検出された圧脈波信号ＳＭが解析され、その圧脈波信号ＳＭが表す圧脈波において立ち上がり点およびダイクロティックノッチが発生した時間が決定され、ダイクロティックノッチの発生時間と立ち上がり点の発生時間との時間差が駆出時間ＥＴとして算出される。そして、その算出された駆出時間ＥＴが表示器８６に表示される。なお、立ち上がり点には、圧脈波の振幅の増加率が最も大きくなる点、圧脈波を微分した微分波形が最大値を示す点、脈圧の１／５を示す点などでが用いられる。これは、脈波の最小点はノイズが多く、その発生時点の決定精度が低いためである。
【００４６】
続いて前駆出時間算出手段１０２に相当するＳ２１が実行される。Ｓ２１では、前記Ｓ７〜Ｓ１１の繰り返しによって読み込まれた心電信号ＳＥが解析され、その心電信号ＳＥが表す心電図においてＱ波が発生した時間が決定され、上記Ｓ２０で決定された圧脈波の立ち上がり点の発生時間とそのＱ波の発生時間との時間差が前駆出時間ＰＥＰとして算出される。そして、その算出された前駆出時間ＰＥＰが表示器８６に表示される。
【００４７】
続いて心機械効率算出手段１０４に相当するＳ２２が実行される。すなわち、Ｓ２２では、前記Ｓ２１で算出された前駆出時間ＰＥＰが、前記Ｓ２０で算出された駆出時間ＥＴで割られることにより、心機械効率Ｅａ／Ｅｅｓが算出され、且つ、その算出された心機械効率Ｅａ／Ｅｅｓが表示器８６に表示される。
【００４８】
上述の実施例によれば、圧脈波センサ２８は、大カフ１８によって上腕部１４が止血される部位よりも上流側で発生する圧脈波を検出することから、Ｓ５（大カフ圧制御手段９０すなわち止血手段）において大カフ１８が上腕部１４を止血している状態で圧脈波センサ２８により検出される圧脈波の波形は、大動脈圧波形と同じ波形である。従って、Ｓ２０（駆出時間算出手段１００）、Ｓ２１（前駆出時間算出手段１０２）、Ｓ２２（心機械効率算出手段１０４）において、その圧脈波に基づいて心機能パラメータすなわち駆出時間ＥＴ、前駆出時間ＰＥＰおよび心機械効率Ｅａ／Ｅｅｓを算出することができる。また、血圧ＢＰも上腕部１４に装着された大カフ１８を用いて測定できる。従って、心機能パラメータおよび血圧ＢＰを測定するために生体に装着する装置が少なくなるので、その装着が容易になる。
【００４９】
また、上述の実施例によれば、駆出時間ＥＴは圧脈波センサ２８によって検出される圧脈波の立ち上がり点とダイクロティックノッチとの時間差から算出され、前駆出時間ＰＥＰは圧脈波センサ２８によって圧脈波の立ち上がり点が検出された時間と、心電計７４によって心電図のＱ波が検出された時間との時間差から算出されるので、駆出時間ＥＴおよび前駆出時間ＰＥＰを測定するために生体に装着する装置は、カフ１２および電極７６だけでよい。
【００５０】
また、上述の実施例によれば、大カフ１８の圧迫圧力が止血圧力ＰＭ１に維持されている間に圧脈波センサ２８に検出される圧脈波に基づいて心機能パラメータ（駆出時間ＥＴ、前駆出時間ＰＥＰ、心機械効率Ｅａ／Ｅｅｓ）が算出され、且つ、大カフ１８の圧迫圧力が徐速降圧させられる過程で血圧値ＢＰが測定されるので、大カフ１８の圧迫圧力を一度昇圧するだけで血圧値ＢＰと心機能パラメータが算出できる。
【００５１】
以上、本発明の実施形態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。
【００５２】
たとえば、前述の血圧測定装置１０は、心機能パラメータとして、駆出時間ＥＴ、前駆出時間ＰＥＰおよび心機械効率Ｅａ／Ｅｅｓを算出していたが、駆出時間ＥＴだけを算出してもよい。駆出時間ＥＴのみを算出する場合には、圧脈波以外の生体信号を検出するために電極７６等の他のセンサを装着する必要がないので、心機能パラメータを測定するための装置の装着が一層容易になる。
【００５３】
また、前述の血圧測定装置１０は、心機能パラメータとして駆出時間ＥＴ、前駆出時間ＰＥＰ、および心機械効率Ｅａ／Ｅｅｓを算出していたが、左心室収縮末期エラスタンスＥｅｓ、大動脈実効エラスタンスＥａ等の他の心機能パラメータを算出してもよい。
【００５４】
また、前述の血圧測定装置１０は、所謂オシロメトリック方式で血圧を測定するように構成されていたが、コロトコフ音の発生時および消滅時のカフ圧を最高血圧値および最低血圧値として決定する所謂Ｋ音方式により血圧測定するものであってもよい。
【００５５】
なお、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。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の血圧測定装置の回路構成を示すブロック図である。
【図２】図１のカフの展開図である。
【図３】圧脈波センサの平面図である。
【図４】図１の血圧測定装置における演算制御装置の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図５】カフが上腕部に巻回された状態を示す断面図である。
【図６】各半導体感圧素子と、その半導体感圧素子によって検出された圧脈波信号ＳＭの振幅の大きさとの関係を例示する図である。
【図７】大動脈、左心房および左心室の圧力と心電図とを概略的に示す図である。
【図８】図４の機能ブロック線図に示した演算制御装置の制御作動をさらに具体的に説明するためのフローチャートである。
【符号の説明】
１０：血圧測定装置
１４：上腕部
１８：大カフ（カフ）
２８：圧脈波センサ
７４：心電計
９０：大カフ圧制御手段（止血手段）
１００：駆出時間算出手段（心機能パラメータ算出手段）
１０２：前駆出時間算出手段（心機能パラメータ算出手段）
１０４：心機械効率算出手段（心機能パラメータ算出手段）
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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