JP3506268B2 - 電子血圧計 - Google Patents
電子血圧計Info
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- JP3506268B2 JP3506268B2 JP07608194A JP7608194A JP3506268B2 JP 3506268 B2 JP3506268 B2 JP 3506268B2 JP 07608194 A JP07608194 A JP 07608194A JP 7608194 A JP7608194 A JP 7608194A JP 3506268 B2 JP3506268 B2 JP 3506268B2
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、拍動に同期したカフ下
の血管内容積変化の立ち上がりポイントを検出して血圧
を測定する電子血圧計に関するものである。
の血管内容積変化の立ち上がりポイントを検出して血圧
を測定する電子血圧計に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】カフを用いて計測部位の血管を阻血し
て、拍動に伴うカフ下の血管容積変化を検出して血圧を
計測する場合、直接検出することはできないのでカフ下
の血管容積変化により２次的に変化する信号をとらえる
必要がある。カフ圧に重畳する微小な変化を検出する方
式がオシロメトリック方式と呼ばれる。また、カフ下に
近赤外の送受光素子を設けカフ下の血液による吸光及び
反射による光量の変化を検出する方式が光電容積脈波法
と呼ばれる。また、カフ下に通電用と電圧検出用の電極
を設け、微小な交流電流を流し検出電極により電圧を検
出することによりカフ下の血液による生体インピーダン
スの変化を検出する方式をインピーダンス法と呼ばれて
いる。
て、拍動に伴うカフ下の血管容積変化を検出して血圧を
計測する場合、直接検出することはできないのでカフ下
の血管容積変化により２次的に変化する信号をとらえる
必要がある。カフ圧に重畳する微小な変化を検出する方
式がオシロメトリック方式と呼ばれる。また、カフ下に
近赤外の送受光素子を設けカフ下の血液による吸光及び
反射による光量の変化を検出する方式が光電容積脈波法
と呼ばれる。また、カフ下に通電用と電圧検出用の電極
を設け、微小な交流電流を流し検出電極により電圧を検
出することによりカフ下の血液による生体インピーダン
スの変化を検出する方式をインピーダンス法と呼ばれて
いる。
【０００３】これらの方式で検出される信号には、カフ
及び生体のコンプライアンスによる遅れにより、体動，
減圧，減圧ストップによる圧力系の変化に基づく低い周
波数成分が含まれている。また、交流増幅器を用いて脈
波を検出する場合には、０．５Ｈｚ程度から１６Ｈｚ程
度（通常最高脈拍数は１００拍／分であるので第１０高
調波まで取るとして）までのバンドパスフィルタが必要
となるが、このフィルタのセットリング時間は２秒と比
較的長いため、体動等により増幅器のダイナミックレン
ジをオーバするような信号が入力されると、より低周波
の成分が混入される場合が多くなる。
及び生体のコンプライアンスによる遅れにより、体動，
減圧，減圧ストップによる圧力系の変化に基づく低い周
波数成分が含まれている。また、交流増幅器を用いて脈
波を検出する場合には、０．５Ｈｚ程度から１６Ｈｚ程
度（通常最高脈拍数は１００拍／分であるので第１０高
調波まで取るとして）までのバンドパスフィルタが必要
となるが、このフィルタのセットリング時間は２秒と比
較的長いため、体動等により増幅器のダイナミックレン
ジをオーバするような信号が入力されると、より低周波
の成分が混入される場合が多くなる。
【０００４】また、カフ末梢側にての血流の検出による
血圧測定には、すぼめられた血管を通過する血流により
２次的に発生する血管壁およびその周辺組織の振動によ
り発生するコロトコフ音の発生・消滅により血圧を計測
するコロトコフ法と、ドプラープローブにより血流の発
生を検出して、収縮期血圧を計測するドプラー法があ
る。これらの方式に用いる信号は、カフの布ずれやゴム
管の擦過音の周波数帯域と重なっており、これらのアー
チファクトとの弁別が難しい。
血圧測定には、すぼめられた血管を通過する血流により
２次的に発生する血管壁およびその周辺組織の振動によ
り発生するコロトコフ音の発生・消滅により血圧を計測
するコロトコフ法と、ドプラープローブにより血流の発
生を検出して、収縮期血圧を計測するドプラー法があ
る。これらの方式に用いる信号は、カフの布ずれやゴム
管の擦過音の周波数帯域と重なっており、これらのアー
チファクトとの弁別が難しい。
【０００５】これに対処するために脈拍との同期性を利
用して、心臓の収縮のタイミングのみに信号を検出し、
その他のタイミングでは信号を検出しないようにしてい
る。一般的には、カフ圧力に重畳しているカフ下の血管
容積変化による脈波信号が使用される。心臓の収縮開始
ポイントが容積変化の立ち上がりポイント（脈波の立ち
上がりポイント）に一致するので、このポイントを信号
の検出開始ポイントとしており、このポイントの検出は
ノイズ弁別ひいては計測安定性の上で、重要事項であ
る。
用して、心臓の収縮のタイミングのみに信号を検出し、
その他のタイミングでは信号を検出しないようにしてい
る。一般的には、カフ圧力に重畳しているカフ下の血管
容積変化による脈波信号が使用される。心臓の収縮開始
ポイントが容積変化の立ち上がりポイント（脈波の立ち
上がりポイント）に一致するので、このポイントを信号
の検出開始ポイントとしており、このポイントの検出は
ノイズ弁別ひいては計測安定性の上で、重要事項であ
る。
【０００６】カフ下の容積変化の抽出は、前記２次的な
信号の大きさを検出する場合が一般的で、通常は振幅の
計測を行っている。振幅を検出する場合には、心臓が収
縮を開始してから収縮が終了するまでの血管の容積変化
を検出する必要があり、拍動による容積変化の立ち上が
りポイントからピークポイントまでの変化量を検出する
ことになる。従来は、検出信号を微分し、プラスでしき
い値以上のポイントをカフ下の血管内容積変化の立ち上
がりポイントとするか、交流増幅器を用いる場合には、
交流増幅器のバイアスレベルである仮想アースレベル
か、または、この電位以上の固定レベルを信号が横切っ
たポイントを立ち上がりポイントとしていた。
信号の大きさを検出する場合が一般的で、通常は振幅の
計測を行っている。振幅を検出する場合には、心臓が収
縮を開始してから収縮が終了するまでの血管の容積変化
を検出する必要があり、拍動による容積変化の立ち上が
りポイントからピークポイントまでの変化量を検出する
ことになる。従来は、検出信号を微分し、プラスでしき
い値以上のポイントをカフ下の血管内容積変化の立ち上
がりポイントとするか、交流増幅器を用いる場合には、
交流増幅器のバイアスレベルである仮想アースレベル
か、または、この電位以上の固定レベルを信号が横切っ
たポイントを立ち上がりポイントとしていた。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、立ち上
がりポイントは、前記低い周波数信号に修飾されて変化
が小さくなると、ピークポイントに較べ検出が難しくな
る。また、容積変化より比較的高い商用電源からのハム
周波数成分等の影響が重なると、さらに検出が難しくな
る。すなわち、体動や減圧に起因した低い周波数の信号
が混入すると、カフ下の血管容積変化の立ち上がりポイ
ントの変化が小さくなり、微分値がしきい値以上になら
ず検出ができない場合がある。また、比較的高い周波数
のノイズ信号（ハムノイズ）が含まれた場合には、誤認
識を行う欠点がある。
がりポイントは、前記低い周波数信号に修飾されて変化
が小さくなると、ピークポイントに較べ検出が難しくな
る。また、容積変化より比較的高い商用電源からのハム
周波数成分等の影響が重なると、さらに検出が難しくな
る。すなわち、体動や減圧に起因した低い周波数の信号
が混入すると、カフ下の血管容積変化の立ち上がりポイ
ントの変化が小さくなり、微分値がしきい値以上になら
ず検出ができない場合がある。また、比較的高い周波数
のノイズ信号（ハムノイズ）が含まれた場合には、誤認
識を行う欠点がある。
【０００８】 また、交流増幅器を用いた場合には、用
いるバンドパスフィルタのセットリング時間により脈波
の仮想アースレベルが変動して、立ち上がりポイントが
正しく認識できない場合がある。本発明は、前記従来の
欠点を除去し、体動や減圧に起因した低い周波数の信号
の混入によっても、血管容積変化の立ち上がりポイント
を正確に検出して、正確な血圧の測定を行う電子血圧計
を提供する。
いるバンドパスフィルタのセットリング時間により脈波
の仮想アースレベルが変動して、立ち上がりポイントが
正しく認識できない場合がある。本発明は、前記従来の
欠点を除去し、体動や減圧に起因した低い周波数の信号
の混入によっても、血管容積変化の立ち上がりポイント
を正確に検出して、正確な血圧の測定を行う電子血圧計
を提供する。
【０００９】
【００１０】
【００１１】
【課題を解決するための手段】この課題を解決するため
に 、本発明の電子血圧計は、カフを用いて測定部位の血
管を阻血し、拍動に伴うカフ下の血管の容積変化を検出
して血圧を計測する電子血圧計であって、カフ圧力信号
の低い周波数成分を検出するための比較的長い周期の第
１サンプリング手段と、容積変化を計測するためのより
短い周期の第２サンプリング手段と、前記第１サンプリ
ング手段でサンプリングした信号の１次微分値と、前記
第１サンプリング手段のサンプリングポイントを起点と
してそれに続く前記第２サンプリング手段でサンプリン
グした信号の１次微分値とを計算し、前記第２サンプリ
ング手段でサンプリングした信号の１次微分値がプラス
であって、前記第２サンプリング手段で得た信号の１次
微分値から前記第１サンプリング手段でサンプリングし
た信号の１次微分値を引いた差分値が所定値以上であっ
た場合に、前記サンプリングポイントを脈波振幅検出の
基準ポイントと判定する判定手段とを備えることを特徴
とする。
に 、本発明の電子血圧計は、カフを用いて測定部位の血
管を阻血し、拍動に伴うカフ下の血管の容積変化を検出
して血圧を計測する電子血圧計であって、カフ圧力信号
の低い周波数成分を検出するための比較的長い周期の第
１サンプリング手段と、容積変化を計測するためのより
短い周期の第２サンプリング手段と、前記第１サンプリ
ング手段でサンプリングした信号の１次微分値と、前記
第１サンプリング手段のサンプリングポイントを起点と
してそれに続く前記第２サンプリング手段でサンプリン
グした信号の１次微分値とを計算し、前記第２サンプリ
ング手段でサンプリングした信号の１次微分値がプラス
であって、前記第２サンプリング手段で得た信号の１次
微分値から前記第１サンプリング手段でサンプリングし
た信号の１次微分値を引いた差分値が所定値以上であっ
た場合に、前記サンプリングポイントを脈波振幅検出の
基準ポイントと判定する判定手段とを備えることを特徴
とする。
【００１２】 又、カフを用いて測定部位の血管を阻血
し、カフ末梢側の血流を検出して血圧を計測する電子血
圧計であって、カフ圧力信号の低い周波数成分を検出す
るための比較的長い周期の第１サンプリング手段と、容
積変化を計測するためのより短い周期の第２サンプリン
グ手段と、前記第１サンプリング手段でサンプリングし
た信号の１次微分値と、前記第１サンプリング手段のサ
ンプリングポイントを起点としてそれに続く前記第２サ
ンプリング手段でサンプリングした信号の１次微分値と
を計算し、前記第２サンプリング手段でサンプリングし
た信号の１次微分値がプラスであって、前記第２サンプ
リング手段でサンプリングした信号の１次微分値から前
記第１のサンプリング手段でサンプリングした信号の１
次微分値を引いた差が所定値以上であった場合に、前記
サンプリングポイントをカフ末梢側の血流の検出を開始
する開始ポイントと判定する判定手段とを備えることを
特徴とする。
し、カフ末梢側の血流を検出して血圧を計測する電子血
圧計であって、カフ圧力信号の低い周波数成分を検出す
るための比較的長い周期の第１サンプリング手段と、容
積変化を計測するためのより短い周期の第２サンプリン
グ手段と、前記第１サンプリング手段でサンプリングし
た信号の１次微分値と、前記第１サンプリング手段のサ
ンプリングポイントを起点としてそれに続く前記第２サ
ンプリング手段でサンプリングした信号の１次微分値と
を計算し、前記第２サンプリング手段でサンプリングし
た信号の１次微分値がプラスであって、前記第２サンプ
リング手段でサンプリングした信号の１次微分値から前
記第１のサンプリング手段でサンプリングした信号の１
次微分値を引いた差が所定値以上であった場合に、前記
サンプリングポイントをカフ末梢側の血流の検出を開始
する開始ポイントと判定する判定手段とを備えることを
特徴とする。
【００１３】
【作用】サンプリング周期の長いサンプリングにて、体
動や減圧動作により発生する低い周波数成分をもったカ
フ圧力信号を、比較的高い周波数成分（ハムノイズ等）
に影響されずに検出することにより、検出しようとする
カフ下の血管容積変化信号が重畳しているベースの信号
の変化の認識を行う。この変化（傾き）を基準の傾きと
して、こんどは、血管容積変化の信号が検出できるサン
プリング周期にて検出した信号の傾きの大きさで、立ち
上がりポイントの検出を行うことにより、信頼性の高い
容積変化の立ち上がりポイントの検出を行う。この立ち
上がりポイントを基準点として血管容積変化信号の振幅
を計測することで、信頼性の高い容積信号の大きさの検
出が行え、この大きさの変化を観測して計測するオシロ
メトリック法の血圧計の制度の向上及び昇圧時の最高血
圧予測精度の向上を可能とし、また、この立ち上がりポ
イントにて心臓の収縮開始ポイントの正確な認識ができ
ることにより、カフ抹消側の血流を計測して血圧を測定
する場合のノイズ弁別用の血流信号認識許可ゲートのオ
ープンタイミングを正確に認識できるため、抹消側の血
流を使用して血圧を計測するコロトコフ法、ドプラー法
の血圧計の計測精度の向上を可能とする。
動や減圧動作により発生する低い周波数成分をもったカ
フ圧力信号を、比較的高い周波数成分（ハムノイズ等）
に影響されずに検出することにより、検出しようとする
カフ下の血管容積変化信号が重畳しているベースの信号
の変化の認識を行う。この変化（傾き）を基準の傾きと
して、こんどは、血管容積変化の信号が検出できるサン
プリング周期にて検出した信号の傾きの大きさで、立ち
上がりポイントの検出を行うことにより、信頼性の高い
容積変化の立ち上がりポイントの検出を行う。この立ち
上がりポイントを基準点として血管容積変化信号の振幅
を計測することで、信頼性の高い容積信号の大きさの検
出が行え、この大きさの変化を観測して計測するオシロ
メトリック法の血圧計の制度の向上及び昇圧時の最高血
圧予測精度の向上を可能とし、また、この立ち上がりポ
イントにて心臓の収縮開始ポイントの正確な認識ができ
ることにより、カフ抹消側の血流を計測して血圧を測定
する場合のノイズ弁別用の血流信号認識許可ゲートのオ
ープンタイミングを正確に認識できるため、抹消側の血
流を使用して血圧を計測するコロトコフ法、ドプラー法
の血圧計の計測精度の向上を可能とする。
【００１４】
【実施例】以下、図面にしたがって本発明の一実施例を
詳細に説明する。図１は、本実施例の電子血圧計の構成
を示すブロック図である。ここで、本実施例では、カフ
振動脈波を血圧測定のための制御信号として、コロトコ
フ音（以下、Ｋ音）に基づき最高血圧及び最低血圧を測
定する電子血圧計の例を説明する。しかしながら、本願
発明はこれに限定されず、カフ振動脈波に基づき最高血
圧及び最低血圧を測定する電子血圧計であってもよい。
詳細に説明する。図１は、本実施例の電子血圧計の構成
を示すブロック図である。ここで、本実施例では、カフ
振動脈波を血圧測定のための制御信号として、コロトコ
フ音（以下、Ｋ音）に基づき最高血圧及び最低血圧を測
定する電子血圧計の例を説明する。しかしながら、本願
発明はこれに限定されず、カフ振動脈波に基づき最高血
圧及び最低血圧を測定する電子血圧計であってもよい。
【００１５】以下、本実施例の電子血圧計での血圧計測
の制御について説明する。 ＜加圧制御＞開始スイッチ１４が投入されると、ＣＰＵ
６にＣＰＵリセット信号と計測開始信号とが入力され、
ＣＰＵ６は圧力検出部１００及びＫ音検出部２００の電
源を立ち上げる。引き続いて圧力のゼロセットを行う。
そして、ＣＰＵ６はバルブ駆動回路１２中の保持用の駆
動回路１２ａをＯＮするために信号線１８をＬ（ロー）
レベルに、また駆動用の回路１２ｂをＯＦＦするために
信号線１９をＨ（ハイ）レベルにする。これにより、保
持用の電流で排気バルブ１０を閉じた後に、加圧ポンプ
９を駆動してカフの加圧を開始する。
の制御について説明する。 ＜加圧制御＞開始スイッチ１４が投入されると、ＣＰＵ
６にＣＰＵリセット信号と計測開始信号とが入力され、
ＣＰＵ６は圧力検出部１００及びＫ音検出部２００の電
源を立ち上げる。引き続いて圧力のゼロセットを行う。
そして、ＣＰＵ６はバルブ駆動回路１２中の保持用の駆
動回路１２ａをＯＮするために信号線１８をＬ（ロー）
レベルに、また駆動用の回路１２ｂをＯＦＦするために
信号線１９をＨ（ハイ）レベルにする。これにより、保
持用の電流で排気バルブ１０を閉じた後に、加圧ポンプ
９を駆動してカフの加圧を開始する。
【００１６】（カフ振動脈波の検出）カフを加圧しなが
ら、圧力検出部１００はカフ圧の検出を行い増幅器４で
増幅され、Ａ／Ｄ変換部５でカフ振動脈波の検出を行う
比較的短いサンプリング周期（ほぼ２５ｍｓ）で信号が
サンプリングされ、デジタル信号に変換され、ＣＰＵ６
に入力される。また、信号に含まれる低い周波数成分を
検出するためには、２５ｍｓでサンプリングされた信号
から更に比較的長いサンプリング周期（ほぼ１００ｍ
ｓ）でサンプリングしたデジタル値を用いる。ＣＰＵ６
に入力された圧力信号は、ＣＰＵ６内のＲＡＭ６ｂに蓄
積される。ここで比較的短いサンプリング周期をほぼ２
５ｍｓとしたのは、短すぎるとサンプリング時のデータ
の蓄積に時間を費やし、長すぎると分解能の低下をもた
らすためである。
ら、圧力検出部１００はカフ圧の検出を行い増幅器４で
増幅され、Ａ／Ｄ変換部５でカフ振動脈波の検出を行う
比較的短いサンプリング周期（ほぼ２５ｍｓ）で信号が
サンプリングされ、デジタル信号に変換され、ＣＰＵ６
に入力される。また、信号に含まれる低い周波数成分を
検出するためには、２５ｍｓでサンプリングされた信号
から更に比較的長いサンプリング周期（ほぼ１００ｍ
ｓ）でサンプリングしたデジタル値を用いる。ＣＰＵ６
に入力された圧力信号は、ＣＰＵ６内のＲＡＭ６ｂに蓄
積される。ここで比較的短いサンプリング周期をほぼ２
５ｍｓとしたのは、短すぎるとサンプリング時のデータ
の蓄積に時間を費やし、長すぎると分解能の低下をもた
らすためである。
【００１７】図２に、本実施例の血管容積変化の立上が
りポイント検出の手順のフローチャートを示す。まず、
ステップＳ２１では、短い周期でサンプリングした圧力
値（Ｐ1）の微分値ｄＰ1／ｄｔを計算する。本例では、
短い周期（２５ｍｓ）でサンプリングしたデータにおい
て処理を行う現時点でサンプリングした圧力値と１回前
（２５ｍｓ前）にサンプリングした圧力値との差分（Δ
Ｐ1 ）を計算する。ここで、単位サンプリング間隔（２
５ｍｓ）を微分の単位時間とみなすと、微分値は、ｄＰ
1／ｄｔ（＝ΔＰ1）となる。ステップＳ２２で、圧力値
が上昇（ｄＰ1／ｄｔ＞０）か否かが判定され、上昇で
ない場合は何もせずにリターンする。
りポイント検出の手順のフローチャートを示す。まず、
ステップＳ２１では、短い周期でサンプリングした圧力
値（Ｐ1）の微分値ｄＰ1／ｄｔを計算する。本例では、
短い周期（２５ｍｓ）でサンプリングしたデータにおい
て処理を行う現時点でサンプリングした圧力値と１回前
（２５ｍｓ前）にサンプリングした圧力値との差分（Δ
Ｐ1 ）を計算する。ここで、単位サンプリング間隔（２
５ｍｓ）を微分の単位時間とみなすと、微分値は、ｄＰ
1／ｄｔ（＝ΔＰ1）となる。ステップＳ２２で、圧力値
が上昇（ｄＰ1／ｄｔ＞０）か否かが判定され、上昇で
ない場合は何もせずにリターンする。
【００１８】上昇の場合はステップＳ２３に進んで、長
い周期でサンプリングした圧力値（Ｐ2）の微分値ｄＰ2
／ｄｔを計算する。本例では、長い周期（１００ｍｓ）
でサンプリングしたデータも処理を行う１回前（２５ｍ
ｓ前）にサンプリングした圧力値と５回前（１００＋２
５ｍｓ前）にサンプリングした圧力値との差分（ΔＰ
2 ）をとり、単位サンプリング間隔（２５ｍｓ）を微分
の単位時間とした時の微分値ｄＰ2／ｄｔ（＝ΔＰ2／
４）を計算する。ステップＳ２４でｄＰ1／ｄｔ−ｄＰ2
／ｄｔ（＝ΔＰ1−ΔＰ2／４）を計算し、ステップＳ２
５でｄＰ1／ｄｔ−ｄＰ2／ｄｔの値が所定値（α）より
大きいか否かが判定される。
い周期でサンプリングした圧力値（Ｐ2）の微分値ｄＰ2
／ｄｔを計算する。本例では、長い周期（１００ｍｓ）
でサンプリングしたデータも処理を行う１回前（２５ｍ
ｓ前）にサンプリングした圧力値と５回前（１００＋２
５ｍｓ前）にサンプリングした圧力値との差分（ΔＰ
2 ）をとり、単位サンプリング間隔（２５ｍｓ）を微分
の単位時間とした時の微分値ｄＰ2／ｄｔ（＝ΔＰ2／
４）を計算する。ステップＳ２４でｄＰ1／ｄｔ−ｄＰ2
／ｄｔ（＝ΔＰ1−ΔＰ2／４）を計算し、ステップＳ２
５でｄＰ1／ｄｔ−ｄＰ2／ｄｔの値が所定値（α）より
大きいか否かが判定される。
【００１９】（ｄＰ1／ｄｔ−ｄＰ2／ｄｔ）≦αの場合
は、何もせずにリターンする。（ｄＰ1／ｄｔ−ｄＰ2／
ｄｔ）＞αの場合は、ステップＳ２６で短い周期の１回
前のサンプリングポイント（本例では、２５ｍｓ前）を
立上がりポイントとして記憶して、リターンする。この
立上がりポイントが、カフ振動脈波の基準ポイントある
いはコロトコフ認識の開始ポイントとして使用されるた
めに、正確な血圧測定が可能となる。
は、何もせずにリターンする。（ｄＰ1／ｄｔ−ｄＰ2／
ｄｔ）＞αの場合は、ステップＳ２６で短い周期の１回
前のサンプリングポイント（本例では、２５ｍｓ前）を
立上がりポイントとして記憶して、リターンする。この
立上がりポイントが、カフ振動脈波の基準ポイントある
いはコロトコフ認識の開始ポイントとして使用されるた
めに、正確な血圧測定が可能となる。
【００２０】上記フローチャートに従って、本例では、
１２５ｍｓ前の値（現在より５つの前に検出した値）と
２５ｍｓ前の値（現在より１つ前の値）との差分より２
５ｍｓあたりの変化量が計算され、現在の値が２５ｍｓ
前の値（現在より１つ前の値）より大きかった場合に、
この値から前記２５ｍｓあたりの変化量が減算され、こ
の値が規定量以上に大きかった場合には、現在より１つ
前のポイントをカフ振動脈波の立ち上がりポイントとす
る。
１２５ｍｓ前の値（現在より５つの前に検出した値）と
２５ｍｓ前の値（現在より１つ前の値）との差分より２
５ｍｓあたりの変化量が計算され、現在の値が２５ｍｓ
前の値（現在より１つ前の値）より大きかった場合に、
この値から前記２５ｍｓあたりの変化量が減算され、こ
の値が規定量以上に大きかった場合には、現在より１つ
前のポイントをカフ振動脈波の立ち上がりポイントとす
る。
【００２１】図３に、本実施例の血管容積変化の立上が
りポイント検出例を示す。図３の（ａ）は圧力上昇中で
のポイント検出例、図３の（ｂ）は圧力下降中でのポイ
ント検出例、図３の（ｃ）は圧力の変化が無い場合での
ポイント検出例である。引き続き２５ｍｓ毎のＡ／Ｄ変
換値を検出してＲＡＭ６ｂに記憶し、前回値と比較し、
最大値の更新が３回行われなかったことで最大値を求
め、このポイントをピークポイントとし、先に求めた立
ち上がりポイントとの差を振幅として記憶する。また、
５００ｍｓごとの信号をカフ圧力値表示用のカフ圧力値
とする。以上の様に、入力信号はカフ圧信号とカフ下の
血管の容積変化（カフ振動脈波信号）とに分離され、カ
フ圧力信号は処理されてＬＣＤ７に数値表示される。一
方、カフ振動脈波信号は振幅が検出され、ＣＰＵ６内部
のＲＡＭ６ｂに記録される。
りポイント検出例を示す。図３の（ａ）は圧力上昇中で
のポイント検出例、図３の（ｂ）は圧力下降中でのポイ
ント検出例、図３の（ｃ）は圧力の変化が無い場合での
ポイント検出例である。引き続き２５ｍｓ毎のＡ／Ｄ変
換値を検出してＲＡＭ６ｂに記憶し、前回値と比較し、
最大値の更新が３回行われなかったことで最大値を求
め、このポイントをピークポイントとし、先に求めた立
ち上がりポイントとの差を振幅として記憶する。また、
５００ｍｓごとの信号をカフ圧力値表示用のカフ圧力値
とする。以上の様に、入力信号はカフ圧信号とカフ下の
血管の容積変化（カフ振動脈波信号）とに分離され、カ
フ圧力信号は処理されてＬＣＤ７に数値表示される。一
方、カフ振動脈波信号は振幅が検出され、ＣＰＵ６内部
のＲＡＭ６ｂに記録される。
【００２２】ＣＰＵ６は記録されたカフ振動脈波の振幅
の変化を観察し、徐々に大きくなりピークを迎えてやが
て徐々に小さくなる変化を検出すると、最高血圧に近い
カフ圧力に到ったと解釈し、通常の血圧計測と同じよう
に、最高血圧＋３０ｍｍＨｇ程度をカフ加圧目標値とし
て設定し、カフ圧力値がこの目標値に達したらポンプ９
をストップさせる。
の変化を観察し、徐々に大きくなりピークを迎えてやが
て徐々に小さくなる変化を検出すると、最高血圧に近い
カフ圧力に到ったと解釈し、通常の血圧計測と同じよう
に、最高血圧＋３０ｍｍＨｇ程度をカフ加圧目標値とし
て設定し、カフ圧力値がこの目標値に達したらポンプ９
をストップさせる。
【００２３】＜減圧時の血圧測定制御＞
（加圧不足の判定）まず、前記昇圧時と同様の処理によ
り、圧力検出部１００からの信号に基づきカフ下の血管
容積の変化を低い周波数成分より分離し、脈波の立ち上
がりポイントの検出を行う。また、カフの末梢側に配置
されたマイク２よりの信号は、Ｋ音増幅部８により増幅
され、ＣＰＵ６に内蔵されたＡ／Ｄ変換器６によりデジ
タル信号に変換されて、前記検出された立ち上がりポイ
ントよりＫ音認識が開始され、規定の時間だけＫ音の検
出が続行される。Ｋ音信号の検出は、例えば、検出され
た信号の最大値とＫ音認識のしきい値とが比較され、し
きい値以上であった場合にＫ音信号が入力されたと認識
する。
り、圧力検出部１００からの信号に基づきカフ下の血管
容積の変化を低い周波数成分より分離し、脈波の立ち上
がりポイントの検出を行う。また、カフの末梢側に配置
されたマイク２よりの信号は、Ｋ音増幅部８により増幅
され、ＣＰＵ６に内蔵されたＡ／Ｄ変換器６によりデジ
タル信号に変換されて、前記検出された立ち上がりポイ
ントよりＫ音認識が開始され、規定の時間だけＫ音の検
出が続行される。Ｋ音信号の検出は、例えば、検出され
た信号の最大値とＫ音認識のしきい値とが比較され、し
きい値以上であった場合にＫ音信号が入力されたと認識
する。
【００２４】ポンプ９がストップし、減圧がストップし
た時点でＫ音が確認された場合には加圧不足と判定し、
最初の加圧目標値に３０ｍｍＨｇを加算した値を新たな
加圧目標値として再加圧される。 （減圧制御）Ｋ音が認識されなかった場合は、ＣＰＵ６
は、ＣＰＵ６内部のＲＯＭ６ｃに予め記憶されている現
在のカフ圧力値に対応したバルブ開放時間を設定し、設
定された時間だけ信号線１９をＨレベルにして排気バル
ブ１０を開け、急速減圧を行う。引続き、動圧を含めた
圧力に打ち勝つよう大きな駆動電流を供給するために、
信号線１８をＬレベルにし、駆動用回路をＯＮし、さら
に、信号線１９をＬレベルにして保持用回路をＯＮさせ
てから、信号線１８をＨレベルにして減圧をストップす
る。
た時点でＫ音が確認された場合には加圧不足と判定し、
最初の加圧目標値に３０ｍｍＨｇを加算した値を新たな
加圧目標値として再加圧される。 （減圧制御）Ｋ音が認識されなかった場合は、ＣＰＵ６
は、ＣＰＵ６内部のＲＯＭ６ｃに予め記憶されている現
在のカフ圧力値に対応したバルブ開放時間を設定し、設
定された時間だけ信号線１９をＨレベルにして排気バル
ブ１０を開け、急速減圧を行う。引続き、動圧を含めた
圧力に打ち勝つよう大きな駆動電流を供給するために、
信号線１８をＬレベルにし、駆動用回路をＯＮし、さら
に、信号線１９をＬレベルにして保持用回路をＯＮさせ
てから、信号線１８をＨレベルにして減圧をストップす
る。
【００２５】圧力検出部１００からの信号から前記同様
の方式でカフ振動脈波を認識し、前記同様の方式でそれ
に同期しているＫ音信号を、脈波立ち上がり時間から所
定時間のＫ音信号認識時間を設けてチェックする。前回
の減圧目標値と実際の減圧圧力が比較され、現在のカフ
圧力値に対応したバルブ開放時間をＣＰＵ６内部のＲＯ
Ｍ６ｃからピックアップし、前記差分とＣＰＵ６内部の
ＲＯＭ６ｄに予め記憶されたカフ圧力値に対応した補正
係数を乗算した値を加減算し、結果を次回のバルブ開時
間に設定して、減圧が行われる。Ｋ音信号が確認される
まで、減圧と減圧ストップおよびカフ振動脈波検出とＫ
音チェックを繰り返す。
の方式でカフ振動脈波を認識し、前記同様の方式でそれ
に同期しているＫ音信号を、脈波立ち上がり時間から所
定時間のＫ音信号認識時間を設けてチェックする。前回
の減圧目標値と実際の減圧圧力が比較され、現在のカフ
圧力値に対応したバルブ開放時間をＣＰＵ６内部のＲＯ
Ｍ６ｃからピックアップし、前記差分とＣＰＵ６内部の
ＲＯＭ６ｄに予め記憶されたカフ圧力値に対応した補正
係数を乗算した値を加減算し、結果を次回のバルブ開時
間に設定して、減圧が行われる。Ｋ音信号が確認される
まで、減圧と減圧ストップおよびカフ振動脈波検出とＫ
音チェックを繰り返す。
【００２６】（最高血圧の判定）Ｋ音が減圧の２ステッ
プで連続検出されたら、最初に検出されたステップのカ
フ圧力を収縮期圧（最高血圧）とする。 （最低血圧の判定）さらに、圧力検出部１００からの信
号によりカフ振動脈波を認識し、それに同期しているＫ
音信号をチェックして、Ｋ音信号の消滅を確認する。Ｋ
音が減圧の２ステップで連続して消滅したのが検出され
たら、最後にＫ音が検出されたステップのカフ圧力を拡
張期圧（最低血圧）とする。
プで連続検出されたら、最初に検出されたステップのカ
フ圧力を収縮期圧（最高血圧）とする。 （最低血圧の判定）さらに、圧力検出部１００からの信
号によりカフ振動脈波を認識し、それに同期しているＫ
音信号をチェックして、Ｋ音信号の消滅を確認する。Ｋ
音が減圧の２ステップで連続して消滅したのが検出され
たら、最後にＫ音が検出されたステップのカフ圧力を拡
張期圧（最低血圧）とする。
【００２７】＜急速排気＞拡張期圧が検出できたら、Ｃ
ＰＵ６は信号線１９をＨレベルにして排気バルブの保持
電流をＯＦＦにし、排気バルブを開けてカフ圧を大気圧
まで減圧する。 ＜測定値表示＞ＣＰＵ６は検出したＫ音の周期より脈拍
数を計算して、ＬＣＤ７に収縮期圧、拡張期圧、脈拍数
を数値表示する。
ＰＵ６は信号線１９をＨレベルにして排気バルブの保持
電流をＯＦＦにし、排気バルブを開けてカフ圧を大気圧
まで減圧する。 ＜測定値表示＞ＣＰＵ６は検出したＫ音の周期より脈拍
数を計算して、ＬＣＤ７に収縮期圧、拡張期圧、脈拍数
を数値表示する。
【００２８】図４に、カフ振動脈波の認識に基づく本実
施例の電子血圧計の以上の制御手順を簡単なフローチャ
ートで示す。尚、図２と図４の手順はＣＰＵ６内に格納
されており、独立してＣＰＵ６で実行されて、図２の手
順で得られた立上がりポイントは図４の手順で利用され
る。まず、ステップＳ４１で加圧を開始し、前述のよう
にカフ振動脈波から最高血圧付近が判定されるまで続
け、ステップＳ４２で最高血圧付近が判定されると、ス
テップＳ４３に進んで、更に３０ｍｍＨｇ程加圧した時
点で加圧を中止する。ステップＳ４４では、この時点で
Ｋ音の認識を行い、Ｋ音の認識があると加圧不足と判定
してステップＳ４３に戻り、更に３０ｍＨｇ程加圧を行
う。
施例の電子血圧計の以上の制御手順を簡単なフローチャ
ートで示す。尚、図２と図４の手順はＣＰＵ６内に格納
されており、独立してＣＰＵ６で実行されて、図２の手
順で得られた立上がりポイントは図４の手順で利用され
る。まず、ステップＳ４１で加圧を開始し、前述のよう
にカフ振動脈波から最高血圧付近が判定されるまで続
け、ステップＳ４２で最高血圧付近が判定されると、ス
テップＳ４３に進んで、更に３０ｍｍＨｇ程加圧した時
点で加圧を中止する。ステップＳ４４では、この時点で
Ｋ音の認識を行い、Ｋ音の認識があると加圧不足と判定
してステップＳ４３に戻り、更に３０ｍＨｇ程加圧を行
う。
【００２９】Ｋ音の認識が無いと正常加圧と判定して、
ステップＳ４６で拍に同期した一定の減圧量の階段状の
減圧を開始し、ステップＳ４７では２減圧ステップにて
連続してＫ音が認識されるかをチェックし、あればステ
ップＳ４８で前のＫ音の検出時点の圧力を最高血圧とす
る。次に、ステップＳ４９では２回連続した減圧ステッ
プにてＫ音の消滅を判定し、あればステップＳ５０で最
後のＫ音の検出時点の圧力を最低血圧とする。
ステップＳ４６で拍に同期した一定の減圧量の階段状の
減圧を開始し、ステップＳ４７では２減圧ステップにて
連続してＫ音が認識されるかをチェックし、あればステ
ップＳ４８で前のＫ音の検出時点の圧力を最高血圧とす
る。次に、ステップＳ４９では２回連続した減圧ステッ
プにてＫ音の消滅を判定し、あればステップＳ５０で最
後のＫ音の検出時点の圧力を最低血圧とする。
【００３０】血圧測定が終了すると、ステップＳ５１で
急速減圧を行い、ステップＳ５２で最高血圧や最低血圧
等を表示する。尚、実施例の最初でも述べた如く、本実
施例で説明した電子血圧計の血圧測定方式や構成は本発
明の一例であって、本発明の血管容積変化の立上がりポ
イント検出方法が適用されるものであれば、小児用，成
人用などどのような血圧計でもよく、特にカフと血圧計
本体が一体化された一体型電子血圧計に好ましく適用さ
れる。
急速減圧を行い、ステップＳ５２で最高血圧や最低血圧
等を表示する。尚、実施例の最初でも述べた如く、本実
施例で説明した電子血圧計の血圧測定方式や構成は本発
明の一例であって、本発明の血管容積変化の立上がりポ
イント検出方法が適用されるものであれば、小児用，成
人用などどのような血圧計でもよく、特にカフと血圧計
本体が一体化された一体型電子血圧計に好ましく適用さ
れる。
【００３１】
【発明の効果】本発明により、体動や減圧に起因した低
い周波数の信号の混入によっても、血管容積変化の立ち
上がりポイントを正確に検出して、正確な血圧の測定を
行う電子血圧計を提供できる。本発明によれば、カフ下
の血管容積変化の大きさを正確に検出でき、又カフ抹消
側の血流を正確な検出許可ゲートによりノイズ弁別して
認識できることにより、オシロメトリック法、又はコロ
トコフ法、ドプラーの血圧計に適用することにより、高
信頼性をもった血圧の測定を行う電子血圧計を提供でき
る。又、加圧過程にての血管容積変化の検出に適用する
ことにより、確度の高い最高血圧の予測が行え、必要以
上に加圧することがない負担の小さい血圧計を提供でき
る。
い周波数の信号の混入によっても、血管容積変化の立ち
上がりポイントを正確に検出して、正確な血圧の測定を
行う電子血圧計を提供できる。本発明によれば、カフ下
の血管容積変化の大きさを正確に検出でき、又カフ抹消
側の血流を正確な検出許可ゲートによりノイズ弁別して
認識できることにより、オシロメトリック法、又はコロ
トコフ法、ドプラーの血圧計に適用することにより、高
信頼性をもった血圧の測定を行う電子血圧計を提供でき
る。又、加圧過程にての血管容積変化の検出に適用する
ことにより、確度の高い最高血圧の予測が行え、必要以
上に加圧することがない負担の小さい血圧計を提供でき
る。
【００３２】すなわち、従来の方法では、体動，減圧に
起因した低い周波数の信号が混入すると、カフ下の血管
容積変化の立ち上がりポイントの変化が小さくなり、微
分値がしきい値以上にならず立ち上がりポイントの検出
ミスが発生していた。また、比較的高い周波数のノイズ
（ハムノイズ等）が信号に混入した場合、誤検出が発生
していた。また、交流増幅器を用いた場合には、用いる
バンドパスフィルタのセットリング時間により出力信号
が変動し、立ち上がりポイントが正しく認識できない場
合があった。本発明により、前記不都合点の改善が行
え、正確なカフ下の血管容積脈波の変化の立ち上がりポ
イントの検出が行えることにより、正確な振幅の検出や
Ｋ音の認識が行え、血圧計、特にカフと血圧計本体とが
一体化された一体型電子血圧計の精度の信頼性が向上す
る。
起因した低い周波数の信号が混入すると、カフ下の血管
容積変化の立ち上がりポイントの変化が小さくなり、微
分値がしきい値以上にならず立ち上がりポイントの検出
ミスが発生していた。また、比較的高い周波数のノイズ
（ハムノイズ等）が信号に混入した場合、誤検出が発生
していた。また、交流増幅器を用いた場合には、用いる
バンドパスフィルタのセットリング時間により出力信号
が変動し、立ち上がりポイントが正しく認識できない場
合があった。本発明により、前記不都合点の改善が行
え、正確なカフ下の血管容積脈波の変化の立ち上がりポ
イントの検出が行えることにより、正確な振幅の検出や
Ｋ音の認識が行え、血圧計、特にカフと血圧計本体とが
一体化された一体型電子血圧計の精度の信頼性が向上す
る。
【図１】本実施例の電子血圧計の構成を示すブロック図
である。
である。
【図２】本実施例の電子血圧計で使用される血管容積変
化の立上がりポイント検出方法の手順を示すフローチャ
ートである。
化の立上がりポイント検出方法の手順を示すフローチャ
ートである。
【図３】本実施例の電子血圧計で使用される血管容積変
化の立上がりポイント検出方法による検出の数例を示す
図である。
化の立上がりポイント検出方法による検出の数例を示す
図である。
【図４】本実施例の電子血圧計の測定手順の概略を示す
フローチャートである。
フローチャートである。
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平２−19135（ＪＰ，Ａ)
特開 平２−277435（ＪＰ，Ａ)
特開 昭63−49133（ＪＰ，Ａ)
実開 昭60−128605（ＪＰ，Ｕ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/022
Claims (2)
- 【請求項１】 カフを用いて測定部位の血管を阻血し、
拍動に伴うカフ下の血管の容積変化を検出して血圧を計
測する電子血圧計であって、カフ圧力信号の 低い周波数成分を検出するための比較的
長い周期の第１サンプリング手段と、 容積変化を計測するためのより短い周期の第２サンプリ
ング手段と、 前記第１サンプリング手段でサンプリングした信号の１
次微分値と、前記第１サンプリング手段のサンプリング
ポイントを起点としてそれに続く前記第２サンプリング
手段でサンプリングした信号の１次微分値とを計算し、
前記第２サンプリング手段でサンプリングした信号の１
次微分値がプラスであって、前記第２サンプリング手段
で得た信号の１次微分値から前記第１サンプリング手段
でサンプリングした信号の１次微分値を引いた差分値が
所定値以上であった場合に、前記サンプリングポイント
を脈波振幅検出の基準ポイントと判定する判定手段とを
備えることを特徴とする電子血圧計。 - 【請求項２】 カフを用いて測定部位の血管を阻血し、
カフ末梢側の血流を検出して血圧を計測する電子血圧計
であって、カフ圧力信号の 低い周波数成分を検出するための比較的
長い周期の第１サンプリング手段と、 容積変化を計測するためのより短い周期の第２サンプリ
ング手段と、 前記第１サンプリング手段でサンプリングした信号の１
次微分値と、前記第１サンプリング手段のサンプリング
ポイントを起点としてそれに続く前記第２サンプリング
手段でサンプリングした信号の１次微分値とを計算し、
前記第２サンプリング手段でサンプリングした信号の１
次微分値がプラスであって、前記第２サンプリング手段
でサンプリングした信号の１次微分値から前記第１のサ
ンプリング手段でサンプリングした信号の１次微分値を
引いた差が所定値以上であった場合に、前記サンプリン
グポイントをカフ末梢側の血流の検出を開始する開始ポ
イントと判定する判定手段とを備えることを特徴とする
電子血圧計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP07608194A JP3506268B2 (ja) | 1994-04-14 | 1994-04-14 | 電子血圧計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP07608194A JP3506268B2 (ja) | 1994-04-14 | 1994-04-14 | 電子血圧計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07275212A JPH07275212A (ja) | 1995-10-24 |
| JP3506268B2 true JP3506268B2 (ja) | 2004-03-15 |
Family
ID=13594880
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP07608194A Expired - Fee Related JP3506268B2 (ja) | 1994-04-14 | 1994-04-14 | 電子血圧計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3506268B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2011200574A (ja) * | 2010-03-26 | 2011-10-13 | Citizen Holdings Co Ltd | 電子血圧計 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN113288072A (zh) * | 2021-04-28 | 2021-08-24 | 新绎健康科技有限公司 | 一种脉搏波的主波检测方法及装置 |
-
1994
- 1994-04-14 JP JP07608194A patent/JP3506268B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2011200574A (ja) * | 2010-03-26 | 2011-10-13 | Citizen Holdings Co Ltd | 電子血圧計 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH07275212A (ja) | 1995-10-24 |
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