JP2769249B2 - オシロメトリック式デジタル血圧計 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 【０００１】 【産業上の利用分野】本発明は非観血式のデジタル血圧
計に関し、特にカフに加えた圧力を徐々に減少させる
際、血管径の伸縮運動によりカフ内に発現し消滅する脈
圧振動を圧力センサにより検出し、これを基に被験者の
血圧を判定するオシロメトリック式デジタル血圧計に関
する。 【０００２】 【従来技術】従来より、非観血式のデジタル血圧計では
コロトコフ音の自動認識によるものが一般的である。と
ころで、この種の装置ではコロトコフ音の発現、消滅を
人によらないで認識する必要があるが、その音量は非常
に微弱であるために、カフ圧を制御する際、あるいは被
験者が腕を動かしたときに生じるマイクと皮膚との摩擦
雑音による影響を受けやすく、血圧測定を困難なものに
していた。また、かかる雑音による影響を除去するため
コロトコフ音によらないで、カフに加えた圧力を徐々に
減少させる際、該カフ内に発現し、消滅する脈圧振幅を
検出してこれをアナログ電気信号に変換し、該信号を増
幅した後その振幅軌跡曲線に基づいて血圧判定をすると
ころの、所謂オシロメトリック法なるものが試みられて
いる。 【０００３】 【発明が解決しようとする課題】しかしながら何れの方
法にしても検出されたアナログ信号は非常に微弱であ
り、しかも被験者による個人差も大きいことから先ず検
出信号を低雑音高増幅率のアナログ増幅回路で前置増幅
しなければならない。一方、検出信号から血圧を判定す
る段では、１チップＣＰＵ等を応用したデジタル情報処
理が格段に高い信頼性の血圧判定を可能にしていること
は周知のところである。故に従来の装置ではこのアナロ
グ系とデジタル系の回路素子を混在させて血圧計を構成
しなければならないから、しばしば両系統の信号レベル
を変換するために余分な回路素子を必要としたり、この
ために高価な演算増幅器を用いたＡ／Ｄ変換器を使用し
たり、更にはこの微妙なアナログ系にデジタル系の信号
がノイズとして混入して血圧の測定誤りを引き起こした
り、これを防ぐために２重の電源系統がさらに複雑化し
たり、結果として装置が大型化、複雑化する等の種々の
欠点を有していた。 【０００４】本発明は上述した従来技術の欠点に鑑みて
なされたものであって、その目的とする所は、小容量の
メモリで、血圧測定の可能な小型で軽量なオシロメトリ
ック式血圧計を提供することにある。好ましくは主要部
の全体が１チップのデジタルＬＳＩで構成されるような
オシロメトリック式デジタル血圧計を提供することにあ
る。 【０００５】 【課題を解決するための手段】本発明のオシロメトリッ
ク式デジタル血圧計は、上記目的を達成するため、カフ
に加えた圧力を徐々に減少させるに際し、検出したカフ
圧を電気的デジタル信号に変換する計測手段と、該計測
手段出力の一連のデジタル信号を処理して血圧判定を行
なう情報処理手段を備えるオシロメトリック式デジタル
血圧計において、前記情報処理手段は、前記一連のデジ
タル信号から血管の脈圧振動部分で生じる脈圧振動信号
のデータを抽出する脈圧抽出手段と、該脈圧抽出手段出
力の脈圧振動信号のデータについて計測進行と共に先ず
最高血圧判定に有用な部分のデータのみをメモリに記憶
させ、次に最低血圧の判定に有用な部分のデータのみを
前記メモリに記憶させるウインドウ手段と、前記メモリ
より読み出されるデータに基づいて血圧判定をする血圧
判定手段を備え、前記脈圧抽出手段は、先行する脈圧振
幅信号から所定時間以外で発生した脈圧振幅信号を血圧
判定に無用なノイズとして除去すると共に、所定値以上
（又は以下）の振幅信号を血圧判定に無用なノイズとし
て除去し、前記ウインドウ手段は、前記血圧判定手段が
メモリに記憶されている最高血圧（又は最低血圧）より
高い（又は低い）血圧を新たに判定すると、該ウインド
ウ手段がメモリから最高血圧（又は最低血圧）としての
旧データを消去し、この最高血圧（又は最低血圧）とし
ての新データをメモリに記憶させるとともに、振幅方向
及び時間方向のデータ取込み範囲の大きさを調整できる
ように構成されたものである。 【０００６】 【作用】脈圧抽出手段が脈圧データ中から血圧判定に無
用なノイズを除去して有用なデータだけを抽出し、また
新たな最高血圧（又は最低血圧）が見つかると、ウイン
ドウ手段がメモリに記憶されている旧データを消去し、
この新たな最高血圧（又は最低血圧）についての新デー
タをメモリに記憶させるので、メモリには無用なデータ
を除いた血圧測定に必要なデータだけが記憶される。 【０００７】 【実施例】以下、添付図面に従って本発明に好適なる一
実施例を詳細に説明する。図１は本発明に係る一実施例
のデジタル血圧計を示すブロック構成図である。図にお
いて、１は腕帯（図示せず）のカフ圧を検出してこれを
デジタル信号に変換する計測部、２は計測部１出力のデ
ジタル信号を所定のアルゴリズムに従って処理しこれを
基に被験者の最高血圧と最低血圧を判定するデータ処理
部、３はデータ処理部２が判定した最高血圧値と最低血
圧値を表示する表示部、４は被験者に測定終了等を知ら
せるためのブザーである。 【０００８】計測部１は腕帯よりパイプで導いたカフ圧
を入力とし、脈圧振動を含む該カフ圧を直接電気的信号
に変換する圧力トランスデューサ５と、圧力トランスデ
ューサ５の出力信号に応じた周波数で発振する発振器６
と、発振器６の発振周波数を計数する周波数カウンタ７
からなっている。データ処理部２はプログラムを内蔵し
たＲＯＭと、データ処理に必要なＲＡＭと、処理データ
入出力のためのＰＩＯ等と共に、１チップ内に納められ
たセントラルプロセッシングユニット（ＣＰＵ）からな
り、該データ処理部２のブロック中には前記プログラム
の実行により実現されるＣＰＵの各種機能ブロックが示
されている。これらの機能ブロックについて簡単に説明
すると、８は計測部１出力のデジタル信号を所定の間隔
でサンプリング入力するデータ入力部、９は該サンプリ
ング入力データのうち血圧判定に有用な脈圧振動部分の
データを抽出するデータ抽出部、１０は脈圧振動計測及
びそれに基づくデータ処理に必要な時間情報を発生する
時間発生部、１１はデータ抽出部９からの血圧判定に有
用な脈圧振動データを記憶するメモリ、１２は容量に限
りあるメモリ１１を有効に使用するため、脈圧振動計測
の進行に伴って注目するデータの範囲を移動させるウイ
ンドウ制御部、１３はウインドウ内にある脈圧振動デー
タの各ピーク値が描く軌跡を解析して被験者の最高血圧
と最低血圧を判定する血圧判定部である。 【０００９】さて、実施例の計測部１には各種圧力トラ
ンスデューサが使用できる。例えば半導体ひずみゲージ
形、ワイヤひずみゲージ形、差動トランス形、キャパシ
タンス形等である。しかし電気的取扱いの容易性、発振
器６に高周波、高安定の発振特性が得やすいこと、並び
にコスト等を考えるとキャパシタンス形が好ましい。図
２（Ａ）は計測部１にキャパシタンス形圧力トランスデ
ューサを用いた具体例１′を示す図である。図におい
て、腕帯よりパイプで導かれたカフ圧の変動は圧力トラ
ンスデューサ５′のダイアフラムＤに変位を与え、この
変位に連動するコンデンサＣはカフ圧が増すと容量が減
少しカフ圧を減少すると容量が増すように働く。該容量
を周波数決定要素とするパルス発振器６′はライン１０
１を介して与えられる所定時間巾のタイミングゲート信
号ＴＧがＯＮの間に前記容量に逆比例する周波数で発振
する。このような発振器６′はデジタルインバータ回路
を含む極めて簡単な構成で実現できる。周波数カウンタ
７′は同じくタイミングゲート信号ＴＧがＯＮの間にパ
ルス発振器６′出力の発振クロック信号ＣＬＫを計数
し、タイミングゲート信号ＴＧがＯＦＦにされるとその
時点のカウント値Ｐをホールドし、ライン７１に出力す
る。図２（Ｂ）は計測部１′の上述した動作を示すタイ
ミングチャートである。図のようにカフ圧が減少から増
加に転じると発振クロック信号ＣＬＫの周波数もこれに
比例して減少から増加に転じるようになっている。タイ
ミングゲート信号ＴＧは時間発生部１０から例えば５ｍ
ｓの周期で出力され、周波数カウンタ７′はタイミング
ゲート信号ＴＧがＯＮである間に発振クロック信号ＣＬ
Ｋのパルス数をカウントし、結果として各ゲートタイミ
ングにカフ圧に応じたカウント値Ｐ₁及びＰ₂を計数し、
ライン７１に出力する。本実施例装置は、例えばカフ圧
が１００．０ｍｍＨｇのときにカウント値が１０００、
可負圧が１０１．４ｍｍＨｇのときにカウント値が１０
１４になるように構成されており、該カウント値の１０
の位より上がそのまま表示部３に表示される。 【００１０】図２（Ｃ）は計測部１の他の実施例１″を
示す図である。同図（Ａ）と同等の構成については同一
の番号を付して説明を省略する。図において、パルス発
振器６″はダイアフラムＤの変位に連動するコンデンサ
Ｃの容量に逆比例する周波数で常に発振している。一
方、周期カウンタ７″には時間発生部１０よりライン１
０１及び１０３を介してタイミングゲート信号ＴＧと高
周波基本クロック信号ＳＣＫが与えられる。周期カウン
タ７″は、タイミングゲート信号ＴＧがＯＮの間にパル
ス発振器６″出力の発振クロック信号ＣＬＫの立ち上り
から立ち上りまでの基本クロック信号ＳＣＫを計数し、
タイミングゲート信号ＴＧがＯＦＦされるまでに何回か
計数した周期のカウント値Ｐ′をその都度ホールドし、
ライン７１に出力する。図２（Ｄ）は計測部１″の上述
した動作を示すタイミングチャートである。図のように
カフ圧が減少から増加に転じると発振クロック信号ＣＬ
Ｋの周波数もこれに比例して減少から増加に転じるよう
になっている。この場合のタイミングゲート信号ＴＧは
時間発生部１０から例えば２ｍｓの周期で出力され、周
期カウンタ７″は各タイミングゲート信号ＴＧがＯＮの
間に発振クロック信号ＣＬＫの立ち上りから立ち上りま
での基本クロック信号ＳＣＫを計数し、結果として各ゲ
ートタイミングにカフ圧を逆比例するようなカウント値
Ｐ₁′，Ｐ₂′，…を計数し、ライン７１に出力する。デ
ータ入力部８は各ゲートタイミングに受け取ったこれら
カウント値Ｐ₁，Ｐ₂′，…の平均をとり、更にその逆数
をとってデータ抽出部９に与える。この方法による利益
は、例えば発振クロック信号ＣＬＫに高い周波数が望め
ないような場合でも充分な密度でカフ圧をサンプリング
できることである。 【００１１】以上の構成において、以下にその動作を説
明する。図３は腕帯に加えたカフ圧と血圧との関係を示
す図である。一般に行なわれているように、上腕にカフ
を巻き１５０〜２００ｍｍＨｇまでカフ圧を上昇させた
後徐々にその圧力を減じると、血管の脈圧連動と加えた
カフ圧との関係からカフ内に発現し消滅する脈圧振動
は、被験者の最高血圧付近でその振幅が急に増大し最低
血圧付近で振幅の減少が急にゆるやかになる性質があ
る。本実施例によれば図２（Ａ）の計測部１′はこの脈
圧振動を直接電気信号に変換してカフ圧に比例するカウ
ント値Ｐを得るのであるから、各サンプリングデータＰ
を時間軸にそってプロットした波形は、図３に示す如く
一定の割合で減じられるカフ圧に対し発現し消滅する脈
圧振動が重畳された形のカフ圧検出信号Ｖになる。 【００１２】実施例のデータ処理部２はこのカフ圧検出
信号Ｖを解析して被験者の最高血圧と最低血圧を判定す
るものであり、所謂オシロメトリック法とも言われる。
以下この動作を図１に従って説明すると、先ず計測部１
より出力されるカウント値Ｐはデータ入力部８にサンプ
リング入力され、データ抽出部９に送られる。データ抽
出部９は入力データの中から血圧判定に有用な脈圧振動
部分のデータを抽出する部分であってその具体的方法は
図４に示されている。一般に腕帯に加えられたカフ圧は
２〜４ｍｍＨｇ／ｓｅｃの速度で減圧されるから脈圧振
動が無い部分のカフ圧検出信号Ｖはこの減圧速度に比例
した一定の下降特性を示す。即ち、ある時刻ｔｌでサン
プリングしたカウント値をＰｌとし次の時刻ｔｍでサン
プリングしたカウント値をＰｍとすると所定のサンプリ
ング間隔（５ｍＳ）におけるＰｌとＰｍの差はほぼ一定
の範囲内にあるはずである。データ抽出部９はこの部分
のデータが後に行なう血圧判定に必要なことからその差
が一定の範囲内にあるものは除去する。図の例でいう
と、データの抽出部９はデータＰｌとＰｍの大きさを比
較判定した後にデータＰｌを除去する。データＰｌに先
行する同様のサンプリングデータ群についても同じこと
である。 【００１３】しかし装置使用上の便宜からすると、特に
１５０〜２００ｍｍＨｇまでカフ圧を上昇させた後徐々
にその圧力が減じる計測開始点までの間は、被験者が表
示部３を介してカフ圧の変化を読み取れることが望まし
い。よってこの区間のサンプリングデータについては適
当な間隔で抽出され、ウインドウ制御部１２及び血圧判
定部１３を介して表示部３に送られ、表示される。 【００１４】さて、データ抽出部９は次の時刻ｔｎにお
いてサンプリングデータＰｎを受け取る。そしてこのデ
ータＰｎとＰｍの大きさを比較することによりカフ圧検
出信号Ｖが前記一定の下降特性から脱し、上昇に転じた
ことを知る。勿論、上述した処理はいくつかの連続した
サンプリングデータＰｌ，Ｐｍ，Ｐｎ，…をプロットし
ておき、その傾きの変化をたどるようにして判断をすれ
ば更に精度の良い検出が得られることは明らかである。
この点については以下も同様である。データ抽出部９は
これを脈圧振動の開始点と判断しウインドウ制御部１２
を介してサンプリングデータＰｍをメモリ１１のバッフ
ァエリアに一時記憶される。引き続き脈圧振動部分に現
われる各サンプリングデータの大きさは、該データＰｍ
に始まって所定勾配範囲内の上昇を示し、頂点に達した
後下降に転じ、更に所定勾配範囲内の下降を示した後サ
ンプリングデータＰｔに達する。データ抽出部９は上述
した部分のデータの変化を調べながらこれらをメモリ１
１のバッファエリアに記憶させる。次の時点でサンプリ
ングデータＰｕを受け取る。そしてデータＰｔとＰｕを
比較することによりこれがカフの減圧による一定の下降
特性の範囲内に入ったことを知ること、サンプリングデ
ータＰｕを除去する。データＰｕに後続する同様のサン
プリングデータ群についても同じである。このようにし
てカフ圧検出信号Ｖより血圧判定に有用な部分の脈圧振
幅信号Ａ₁，Ａ₂，…が抽出される分けである。尚、デー
タ抽出部９において処理に必要となる時間情報は時間発
生部１０よりライン１０２を介して与えられる。 【００１５】更にデータ抽出部９は上述した脈圧振幅信
号検出後に他の諸条件を判断する。例えば、ある脈圧振
幅信号Ａ₂はそれに先行する脈圧振幅信号Ａ₁から被験者
の心拍数等で決まるほぼ所定の時間間隔Ｔｄよりも極端
に短い時点で、或いは極端に長い時点で発生する振幅信
号のデータは通常ノイズであり、血圧判定に無用である
という理由で除去される。時間間隔Ｔｄは最初ある値に
設定され、脈圧振幅信号がいくつか検出されるとその平
均間隔を求める等して被験者に応じた値に変更され、妥
当な値に近づく。勿論、別ルートで検出した心拍同期音
を使用する方法でもよい。また、先行する脈圧振幅信号
Ａ₁又は複数の脈圧振幅信号に比較して極端に振幅の大
きい、或いは極端に振幅の小さい振幅信号のデータも同
様の理由で除去される。更にまた振幅信号の巾が所定の
大きさを超えないようなものも通常ノイズであり、それ
がカフ圧の前記一定下降特性内に生ずるときは除去さ
れ、それが有効な脈圧振幅信号内に表れるときは滑らか
にされる等の補正がされる。このように、データ抽出部
９は既知の下降特性を示すカフ減圧の部分のデータを除
去し、被験者が腕を動かしたとき等に生ずるノイズ部分
のデータを除去するから、結果としてメモリ１１には血
圧判定に有用な脈圧振幅信号のみが記憶され、相当数の
メモリが節約されることになる。尚、データ抽出部９は
脈圧振幅信号Ａを検出した後に、更にその中のピークに
相当するデータのみを取り出すようにしてもよい。こう
することで更にメモリの節約が図れるからである。 【００１６】ウインドウ制御部１２はメモリ１１へのデ
ータ書込みと読み出しを管理すると共に、容量に限りあ
るメモリ１１を有効に使用するため、計測進行にともな
って血圧判定部１３の注目すべきデータの範囲（ウイン
ドウ）を移動させるように働く。かかるウインドウ制御
部１２の動作は血圧判定部１３の動作と連動するもので
あるから、先ずこの点を図５に従って説明する。図５は
時間軸に対する脈圧振幅信号の大きさの変化を示す図で
ある。さて、図４の脈圧振幅信号Ａ₁，Ａ₂…よりカフ減
圧に基づく下降成分を差し引いた信号をＡ₁′，Ａ₂′…
とし、これらを時間軸に沿って並べると図５のようにな
る。そして各脈圧振幅信号Ａ₁′からＡｍ′に至る信号
振幅のピーク値をプロットしてゆくと脈圧振幅信号の大
きさの変化を示す軌跡Ｙが得られる。以下、説明の便宜
より脈圧振幅信号としてはＡ₁′，Ａ₂′…を用いること
にする。ウインドウ制御部１２は計測進行に伴って入力
される脈圧振幅信号Ａ₁′，Ａ₂′…のデータを順次メモ
リ１１に記憶し、順次有効データが蓄積されている領域
（ウインドウ）Ｗを広げていく。そしてある時点におけ
るウインドウの大きさはＷ₁である。一方このウインド
ウＷ₁内のデータはライン１２１を介して血圧判定部１
３にも与えられ、該判定部１３はこれに基づいて被験者
の最高血圧を判定しようとする。前述した如く脈圧振幅
信号Ａ₁′，Ａ₂′…のピーク値は被験者の最高血圧の所
で急な上昇を示す性質があるから、血圧判定部１３は軌
跡Ｙの傾きを調べ、例えば先ず図Ｐａ′点を最高血圧と
判定し、ライン１３２を介して表示部３に最高血圧値ｍ
ａｘ（本実施例の場合はその時点のカウント値Ｐがその
まま血圧値を表すようになっている）を送り、表示をホ
ールドする。またウインドウ制御部１２は引き続き入力
される脈圧振幅信号のデータを蓄積し、ウインドウの大
きさを広げる。そして次のある時点におけるウインドウ
の大きさはＷ₂である。しかしこの時点で血圧判定部１
３は再び軌道Ｙの急な上昇の変化を示すＰａ点を発見す
る。そこで血圧判定部１３はＰａ′点近傍の勾配の変化
と比較し、且つこの時点までに記憶された軌跡Ｙの最高
値がいくつあるか調べ、更に他の諸条件、例えばＰａ点
近傍にノイズ的な振幅の変化を示すものがあるか否か等
の条件を判定し、最終的にどちらが真の最高血圧点かを
判定する。そしてもしＰａ点が妥当なら表示部３の最高
血圧値表示を更新し、ホールドする。このように血圧判
定部１３は常にウインドウ内の前データをモニタできる
から最終的に信頼性の高い判定を行なうことができる。 【００１７】血圧判定部１３が最高血圧点を判定した旨
はライン１３１を介してウインドウ制御部１２にも知ら
される。ウインドウ制御部１２は新たな最高血圧点Ｐａ
が判定されたことを知ると、自己の蓄積容量にも鑑み、
もはやＰａ′点を含むそれ以前のデータの中には最高血
圧が存在し得ないのであるなら、その部分のデータをメ
モリ１１から消去する。データを消去する判断にはこの
時点までに記憶された軌跡Ｙの最高値がいくつであるか
が重要な意味を持つ。一般に軌跡Ｙのピークに相当する
値は被験者によって異なり、本実施例装置の最高血圧判
定のためにも重要な意味を持つ。即ち、軌跡Ｙのピーク
が相対的に大きければ最高血圧点の特徴を示す脈圧振幅
信号も大きくなる傾向があるからである。従ってこの時
点までに記憶された軌跡Ｙの最高値に比べてＰａ′点の
脈圧振幅が十分に小さいものであるなら、その部分まで
のデータはメモリ１１から消去される。よって新たなウ
インドウの大きさはＷ₂からＷ₂′を除いた部分になる。 【００１８】ウインドウ制御部１２に更に入力データの
蓄積を続け、ある時点におけるウインドウの大きさはＷ
ｌである。一方血圧判定部１３はこの時点で軌跡Ｙが上
昇から下降に転じ、更に所定範囲内の下降特性部分に入
っていることを検出し、ライン１３１を介してその旨を
ウインドウ制御部１２に知らせる。ウインドウ制御部１
２はこの知らせを受けることにより今後は最高血圧判定
の可能性が無いことを知るから、軌道Ｙのピークに相当
する部分のデータを残してそれ以前のデータをメモリ１
１から消去する。勿論、軌跡Ｙのピークに相当する値を
他に保存するなら前記軌跡Ｙのピークに相当する部分の
データを消去してもよい。軌跡Ｙのピーク値は最低血圧
判定のためにも重要な意味を持つからである。従って新
たなウインドウの大きさはＷｌからＷｌ′を除いた部分
である。 【００１９】尚、実際に軌跡Ｙのピークが検出（認識）
されると、図５で振幅ウインドウＦＷで示したデータ取
込み範囲が決定され、例えば同図でＰ″ａ点で示した軌
跡Ｙのピークに近い軌跡Ｙの急な上昇を示す点のデータ
が除去され、振幅ウインドウＦＷ内の最高血圧値を示す
値を真の値とする。これは、被験者によっては軌跡Ｙの
ピークに近い所で誤信号となるＰ″ａ点が観測される場
合があり、経験的、実験的に軌跡Ｙのピークの振幅絶対
値に対する比率を予め定めて振幅するウインドウＦＷを
決定することによって達成される。 【００２０】更に計測処理を続け、ある時点におけるウ
インドウの大きさはＷｍである。血圧判定部１３はこの
ウインドウＷｍ内にあるデータから軌跡Ｙの下降が急な
部分から緩やかな部分に変化する点Ｐｂを検出してこの
点を最低血圧と判定し、ライン１３３を介して表示部３
に最低血圧値ｍ１ｎを送り、表示をホールとする。更に
計測処理を続け、新たな最高血圧を示す点Ｐｂ′が検出
されたときは何れが真の最低血圧であるかを判定する上
で再び軌跡Ｙのピークに相当する値との比が重要な意味
を持ってくる。即ち、本実施例では最低血圧点Ｐｂ′の
振幅が軌跡Ｙのピーク値に比べて極端に小さきときは最
低血圧判定の更新はなされないのである。このことはウ
インドウＷｍを広げる処理についても言える。即ち、例
えばウインドウＷｍに新たに蓄積されるデータＡｌ′の
大きさが軌跡Ｙのピーク値に比べて十分に小さい値にな
っているときは、もはやそれ以上のデータをメモリ１１
に蓄積する必要なないからである。そしてこの状態はそ
してこの状態は後述する計測系終了の判定要件にもなっ
ている。従って血圧判定部１３は最低血圧を表示した後
に計測終了の要件を満足すると、ライン１３４を介して
ブザー４を鳴動させ、被験者に測定終了を知らせる。
尚、上述した説明では、新たな脈圧振幅信号の蓄積によ
りウインドウＷが広げられ血圧判定に不要になったデー
タは所定の判断の下に消去されるから、ウインドウＷの
大きさは一定でないが血圧判定部は必要なデータを何時
でも逆ぼれる利点があり、メモリ節約の効果もあり血圧
判定の信頼性が向上する。 【００２１】図６はデータ処理部２において行なわれる
上述した血圧判定処理の主実行手順を示すフローチャー
トである。ステップＳ１ではデータ入力部８がカウント
値Ｐを入力する。ステップＳ２では後述するデータ抽出
処理を行なう。即ちカフ減圧にそって一定の下降特性を
示す部分のデータが取り除かれる。ステップＳ３ではデ
ータ抽出部９が血圧判定に有用な脈圧振幅信号Ａを抽出
したか否かを判別する。該判別がＮＯのときは処理を抜
けて次のサンプリングデータを待ち、脈圧振幅信号Ａが
得られるまで上述する処理を繰り返す。またステップＳ
３の判定がＹＥＳになるとステップＳ４に進みウインド
ウ制御部１２を介して脈圧振幅信号Ａをメモリ１１の先
行する脈圧信号の後に蓄積する。ステップＳ５では後述
する血圧判定・表示処理を行なう。即ち、新たに蓄積さ
れた脈圧振幅信号Ａを含めて最大又は最低の血圧判定を
行ない、判定があれは血圧の表示をしてホールドする。
ステップＳ６では後述するウインドウ処理を行ない、血
圧判定に不要なデータを消去してメモリの節約を図る。
ステップＳ７では計測終了か否かを判別する。計測の後
半においてメモリ１１に蓄積される脈圧振幅信号Ａの大
きさが軌跡Ｙのピーク値に比べて所定範囲より小さい値
になっていると計測終了と判別される。計測終了のとき
はステップＳ８に進みブザー４を鳴動させて被験者に測
定終了を知らせる。計測終了でないときは処理を抜けて
次のサンプリングデータを持つ。 【００２２】図７はデータ抽出処理手順を示すフローチ
ャートである。ステップＳ２１ではデータ抽出フラグが
ＯＮか否かの判別を行なう。計測開始時には初期化によ
りデータ抽出フラグはリセットされている。従って処理
はステップＳ２２に進みカフ圧検出信号Ｖの勾配検査を
行なう。ステップＳ２３では該信号Ｖがカフ減圧による
一定の下降特性から所定範囲内の上昇勾配に変化したか
否かを判別する。該判別がＮＯのときはそのまま処理を
抜け、次のサンプリングデータを待つ。該判別がＹＥＳ
のときはこの点を脈圧振幅信号Ａの開始点と判断し、ス
テップＳ２４で当該サンプリングデータをメモリ１１の
バッファエリアにストアする。ステップＳ２５では続く
一連のサンプリングデータが脈圧振幅信号である旨を示
すためデータ抽出フラグをＯＮにする。次のサンプリン
グデータからはステップＳ２６の処理を進む。ステップ
Ｓ２６では入力データをバッファエリアにストアする。
ステップＳ２７では脈圧振幅信号の後端を検出するため
かカフ圧検出信号Ｖの勾配検査を行なう。ステップＳ２
８では急な下降特性からカフ減圧による一定の下降特性
に変化したか否かを判別する。該判別がＮＯのときはそ
のまま処理を抜け、バッファエリアへの蓄積を続ける。
ステップＳ２８の判別がＹＥＳになると脈圧振幅信号Ａ
を検出したことになる。ステップＳ２９ではデータ抽出
フラグをＯＦＦにし、ステップＳ３０では検出した脈圧
振幅信号Ａについてこれに先行する脈圧振幅信号との振
幅比、脈間隔等の検査を行なう。ステップＳ３１では検
査の結果脈圧振幅信号Ａがノイズ信号か否かを判別す
る。ノイズ信号と判別したときはステップＳ３２に進み
バッファエリアをクリアする。またノイズ信号でないと
きはステップＳ３３に進み脈圧振幅信号検出フラグをＯ
Ｎにする。 【００２３】図８は血圧判定・表示処理手順を示すフロ
ーチャートである。ステップＳ５１では最低血圧判定モ
ードか否かを判別する。計測開始時には最高血圧を判定
するものであるから該判別はＯＮである。処理はステッ
プＳ５２に進み軌跡Ｙの上昇勾配を検査する。ステップ
Ｓ５３では軌跡Ｙに最高血圧を示すような特徴点がある
か否かを判別する。特徴点があるときはステップＳ５４
で最高血圧値の表示をホールドし、ステップＳ５５で最
高血圧判定フラグをＯＮにする。該フラグはウインドウ
処理部１２におけるデータ消去実行の可否判断に使用さ
れる。またステップＳ５３の判別で特徴点がないときは
ステップＳ５４とＳ５５の処理をスキップする。ステッ
プＳ５６では軌跡Ｙのピーク勾配を検査する。ステップ
Ｓ５７では軌跡Ｙが上昇から下降に転じたか否かを判別
する。該判別がＹＥＳのときはステップＳ５８に進んで
最低血圧判定モードをＯＮにし、ステップＳ５９でピー
ク判定フラグをＯＮにする。またステップＳ５７の判別
がピーク勾配でないときはステップＳ５８とＳ５９の処
理をスキップする。次に最低血圧判定（フラグ）モード
がＯＮにされた後はステップＳ６０に進む。ステップＳ
６０では軌跡Ｙの下降勾配を検査し、ステップＳ６１で
は急な下降から緩やかな下降に変化したか否かを判別す
る。該判別がＹＥＳのときはステップＳ６２に進んで最
低血圧値を表示ホールドし、ステップＳ６３で最低血圧
判定フラグをＯＮにする。またステップＳ６１の判別が
ＮＯとするときはステップＳ６２とＳ６３の処理をスキ
ップする。 【００２４】図９はウインドウ処理手順を示すフローチ
ャートである。ステップＳ７１では最高血圧判定フラグ
がＯＮが否かを判別し、ＹＥＳであればステップＳ７２
に進んで最高血圧判定フラグをＯＦＦにする。ステップ
Ｓ７３では先行する脈圧振幅データに消去してもよいも
のがあるか否かを判別し、ＹＥＳであればステップＳ７
４で該当データを消去する。消去できるデータがないと
きはステップＳ７４の処理をスキップする。また、ステ
ップＳ７１の判別で最高血圧判定フラグがＯＮでないと
きはステップＳ７５でピーク判定フラグがＯＮか否かの
判別をする。ピーク判定フラグをＯＦＦにし、ステップ
Ｓ７７で最高血圧判定に不要なデータを消去する。更に
またステップＳ７５の判別でピーク判定フラグがＯＮか
否かを判別する。最低血圧判定フラグがＯＮのときはス
テップＳ７９で最低血圧フラグをＯＦＦにする。ステッ
プＳ８０では先行する脈圧振幅データに消去してもよい
ものがあるか否かを判別し、ＹＥＳであればステップＳ
８１では該当データを消去する。消去できるデータがな
いときはステップＳ８１の処理をスキップする。更にま
た、ステップＳ７８の判別で最低血圧判定フラグもＯＮ
でないときはそのままステップＳ８２に進む。ステップ
Ｓ８２では軌跡Ｙのピーク値と脈圧振幅信号の最新入力
値の大きさを比較し、ステップＳ８３では脈圧振幅信号
の大きさが所定範囲より小さいか否かを判別する。小さ
いときはステップＳ８４に進み計測終了フラグをＯＮす
る。また小さくないときはそのまま処理を抜ける。 【００２５】尚、上述した実施例では計測部１とデータ
処理部２を分けて説明したが、実際上計測部１は圧力と
ランスデューサ５を除き全てをデジタル回路で構成でき
るのであるから、この部分をデータ処理部２と共に１チ
ップのＬＳＩで構成できることは明らかである。 【００２６】 【発明の効果】以上述べた如く本発明によれば、最高血
圧（又は最低血圧）の測定に有用なデータだけがデータ
抽出部によって抽出されるので、またウインドウ手段に
よってデータの取り込み範囲の大きさが調整されるの
で、さらに新たな最高血圧（又は最低血圧）データが見
つかると、ウインドウ手段によってメモリに記憶されて
いる旧データが消去され、この新たに見つかった最高血
圧（又は最低血圧）としてのデータがメモリに記憶され
るので、小容量のメモリで、血圧測定の可能な小型かつ
軽量なオシロメトリック式デジタル血圧計が得られる。

【図面の簡単な説明】 【図１】本発明に係る一実施例のデジタル血圧計を示す
ブロック図 【図２】（Ａ）は計測部１にキャパシタンス形圧力トラ
ンスデューサを用いた具体例を示す図 （Ｂ）は図２（Ａ）の動作を示すタイミングチャート （Ｃ）は計測部１の他の実施例を示す図 （Ｄ）は図２（Ｃ）の動作を示すタイミングチャート （Ｄ）は図２（Ｃ）の動作を示すタイミングチャート 【図３】腕帯に加えたカフ圧と血圧との関係を示す図 【図４】入力データからの血圧判定に有用な脈圧振動部
分のデータを抽出する方法を示す図 【図５】時間軸に対する脈圧振幅信号の大きさの変化を
示す図 【図６】データ処理部で行なわれる血圧計判定処理の主
実行手順を示すフローチャート 【図７】データ抽出処理手順を示すフローチャート 【図８】血圧判定・表示処理手順を示すフローチャート 【図９】ウインドウ処理手順を示すフローチャート １ 計測部 ２ データ処理部 ３ 表示部 ４ ブザー ５ 圧力トランスデューサ ６ 発振器 ７ 周波数カウンタ ８ データ入力部 ９ データ抽出部 １０ 時間発生部 １１ メモリ １２ ウインドウ制御部 １３ 血圧判定部

Claims (1)

1. (57)【特許請求の範囲】 １．カフに加えた圧力を徐々に減少させるに際し、検出
   したカフ圧を電気的デジタル信号に変換する計測手段
   と、該計測手段出力の一連のデジタル信号を処理して血
   圧判定を行なう情報処理手段を備えるオシロメトリック
   式デジタル血圧計において、前記情報処理手段は、前記
   一連のデジタル信号から血管の脈圧振動部分で生じる脈
   圧振動信号のデータを抽出する脈圧抽出手段と、該脈圧
   抽出手段出力の脈圧振動信号のデータについて計測進行
   と共に先ず最高血圧判定に有用な部分のデータのみをメ
   モリに記憶させ、次に最低血圧の判定に有用な部分のデ
   ータのみを前記メモリに記憶させるウインドウ手段と、
   前記メモリより読み出されるデータに基づいて血圧判定
   をする血圧判定手段を備え、前記脈圧抽出手段は、先行
   する脈圧振幅信号から所定時間以外で発生した脈圧振幅
   信号を血圧判定に無用なノイズとして除去すると共に、
   所定値以上（又は以下）の振幅信号を血圧判定に無用な
   ノイズとして除去し、前記ウインドウ手段は、前記血圧
   判定手段がメモリに記憶されている最高血圧（又は最低
   血圧）より高い（又は低い）血圧を新たに判定すると、
   該ウインドウ手段がメモリから最高血圧（又は最低血
   圧）としての旧データを消去し、この最高血圧（又は最
   低血圧）としての新データをメモリに記憶させるととも
   に、振幅方向及び時間方向のデータ取込み範囲の大きさ
   を調整できるように構成されたことを特徴とするオシロ
   メトリック式デジタル血圧計。