JPH03272734A - オシロメトリック法における血圧判定方法及び電子血圧計 - Google Patents
オシロメトリック法における血圧判定方法及び電子血圧計Info
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- JPH03272734A JPH03272734A JP2073676A JP7367690A JPH03272734A JP H03272734 A JPH03272734 A JP H03272734A JP 2073676 A JP2073676 A JP 2073676A JP 7367690 A JP7367690 A JP 7367690A JP H03272734 A JPH03272734 A JP H03272734A
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Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
[産業上の利用分野]
本発明は電子血圧計に関し、特にオシロメトリック法に
より血圧を判定する血圧判定方法及びそれを実現する電
子血圧計に関する。
より血圧を判定する血圧判定方法及びそれを実現する電
子血圧計に関する。
[従来の技術]
従来、この種の電子血圧計においては、脈波信号が最高
血圧判定用の閾値を最初に2拍連続して上回ったことを
条件として最高血圧を判定し、また脈波信号が最低血圧
判定用の閾値を最初に2拍連続して下回ったことを条件
として最低血圧を判定していた。
血圧判定用の閾値を最初に2拍連続して上回ったことを
条件として最高血圧を判定し、また脈波信号が最低血圧
判定用の閾値を最初に2拍連続して下回ったことを条件
として最低血圧を判定していた。
[発明が解決しようとする課題]
しかし、カフ圧振動から抽出される脈波信号の振幅は、
被検者の呼吸、体動等によって微妙な影響を受けるので
、振幅の増加/減少は必ずしも一様ではない。このため
に、しばしば本来の位置で上記2拍連続の条件が満足さ
れず、測定が不正確となっていた。
被検者の呼吸、体動等によって微妙な影響を受けるので
、振幅の増加/減少は必ずしも一様ではない。このため
に、しばしば本来の位置で上記2拍連続の条件が満足さ
れず、測定が不正確となっていた。
本発明は、上述した従来技術の欠点を除去するものであ
り、その目的とする所は正確な血圧判定を行えるオシロ
メトリック法における血圧判定方法及び電子血圧計を提
供することにある。
り、その目的とする所は正確な血圧判定を行えるオシロ
メトリック法における血圧判定方法及び電子血圧計を提
供することにある。
[課題を解決するための手段及び作用コ本発明のオシロ
メトリック法における血圧判定方法は、上記の課題を解
決するために、オシロメトリック法により血圧を判定す
る血圧判定方法であって、 脈波信号の最大振幅に基づいて血圧判定のための閾値を
設定し、順に脈波信号を検索して、前記閾値を境として
その振幅と前記閾値との大小の変化を検出し、該変化後
の最初の脈波信号がノイズか否かを、該最初の脈波信号
に続く少なくとも2つの脈波信号の振幅に基づいて判断
し、該判断により最高血圧又は最低血圧に対応する脈波
信号を判定することをその概要とする。
メトリック法における血圧判定方法は、上記の課題を解
決するために、オシロメトリック法により血圧を判定す
る血圧判定方法であって、 脈波信号の最大振幅に基づいて血圧判定のための閾値を
設定し、順に脈波信号を検索して、前記閾値を境として
その振幅と前記閾値との大小の変化を検出し、該変化後
の最初の脈波信号がノイズか否かを、該最初の脈波信号
に続く少なくとも2つの脈波信号の振幅に基づいて判断
し、該判断により最高血圧又は最低血圧に対応する脈波
信号を判定することをその概要とする。
以上の方法により、脈波信号のノイズによる血圧の誤判
定を無くし、最高血圧又は最低血圧を正確に判定する。
定を無くし、最高血圧又は最低血圧を正確に判定する。
また好ましくは、前記ノイズか否かの判断は、前記最初
の脈波信号と次の脈波信号との振幅の差分と、前記最初
の脈波信号と更にその次の脈波信号との振幅の前記閾値
との関係と、前記法の脈波信号と前記更にその次の脈波
信号との振幅の差分とに基づいて行われる。
の脈波信号と次の脈波信号との振幅の差分と、前記最初
の脈波信号と更にその次の脈波信号との振幅の前記閾値
との関係と、前記法の脈波信号と前記更にその次の脈波
信号との振幅の差分とに基づいて行われる。
本発明の電子血圧計は、上記の課題を解決するために、
オシロメトリック法により血圧を判定する電子血圧計に
おいて、 脈波信号の振幅を検出する検出手段と、前記検出した脈
波信号の最大振幅に基づいて最高血圧判定のための第1
の閾値を設定する設定手段と、カフ圧力値の高い方から
順に脈波信号を検索して、その振幅が前記第1の閾値を
最初に上回る脈波信号(A)を検出し、その次の脈波信
号(B)の振幅が前記第1の閾値を最初に上回る該脈波
信号(A)の振幅より所定値小さい第2の閾値((A)
−〇)を越えている状態を判別した時は、前記第1の閾
値を最初に上回った脈波信号(A)に対応するカフ圧を
以って最高血圧と判定する判定手段とを備えることをそ
の概要とする。
オシロメトリック法により血圧を判定する電子血圧計に
おいて、 脈波信号の振幅を検出する検出手段と、前記検出した脈
波信号の最大振幅に基づいて最高血圧判定のための第1
の閾値を設定する設定手段と、カフ圧力値の高い方から
順に脈波信号を検索して、その振幅が前記第1の閾値を
最初に上回る脈波信号(A)を検出し、その次の脈波信
号(B)の振幅が前記第1の閾値を最初に上回る該脈波
信号(A)の振幅より所定値小さい第2の閾値((A)
−〇)を越えている状態を判別した時は、前記第1の閾
値を最初に上回った脈波信号(A)に対応するカフ圧を
以って最高血圧と判定する判定手段とを備えることをそ
の概要とする。
更に、前記判定手段は、前記状の脈波信号(B)の振幅
が前記第1の閾値な最初に上回る該脈波信号(A)の振
幅より所定値小さい第2の閾値((A)−α)を越えて
いない状態を判別した場合は、更にその次の脈波信号(
C)の振幅が前記第1の閾値な上回っていることを確認
し、かつ前記状の脈波信号(B)と前記第にその次の脈
波信号(C)との振幅の差分が第3の閾値以上である時
に、前記第1の閾値を最初に上回った脈波信号(A)に
対応するカフ圧を以って最高血圧と判定することをその
概要とする。
が前記第1の閾値な最初に上回る該脈波信号(A)の振
幅より所定値小さい第2の閾値((A)−α)を越えて
いない状態を判別した場合は、更にその次の脈波信号(
C)の振幅が前記第1の閾値な上回っていることを確認
し、かつ前記状の脈波信号(B)と前記第にその次の脈
波信号(C)との振幅の差分が第3の閾値以上である時
に、前記第1の閾値を最初に上回った脈波信号(A)に
対応するカフ圧を以って最高血圧と判定することをその
概要とする。
又、オシロメトリック法により血圧を判定する電子血圧
計において、 脈波信号の振幅を検出する検出手段と、前記検出した脈
波信号の最大振幅に基づいて最高血圧判定のための第1
の閾値を設定する設定手段と、最大振幅ポイントより順
にカフ圧の高い方に脈波信号の振幅を検索して、前記第
1の閾値な最初に下回る脈波信号(E)を検出し、その
次の脈波信号(F)の振幅が前記第1の閾値を最初に下
回る該脈波信号(E)の振幅より所定値大きい第2の閾
値((E)+β)を越えていない状態を判別した時は、
前記第1の閾値を最初に下回った脈波信号(E)の1つ
前の脈波信号(D)に対応するカフ圧を以って最高血圧
と判定する判定手段を備えることをその概要とする。
計において、 脈波信号の振幅を検出する検出手段と、前記検出した脈
波信号の最大振幅に基づいて最高血圧判定のための第1
の閾値を設定する設定手段と、最大振幅ポイントより順
にカフ圧の高い方に脈波信号の振幅を検索して、前記第
1の閾値な最初に下回る脈波信号(E)を検出し、その
次の脈波信号(F)の振幅が前記第1の閾値を最初に下
回る該脈波信号(E)の振幅より所定値大きい第2の閾
値((E)+β)を越えていない状態を判別した時は、
前記第1の閾値を最初に下回った脈波信号(E)の1つ
前の脈波信号(D)に対応するカフ圧を以って最高血圧
と判定する判定手段を備えることをその概要とする。
更に、前記判定手段は、前記状の脈波信号(F)の振幅
が前記第1の閾値な最初に下回る該脈波信号(E)の振
幅より所定値大きい第2の閾値((E)+β)を越えて
いる状態を判別した場合は、更に次の脈波信号(G)の
振幅が前記第1の閾値な下回っていることを確認し、か
つ前記状の脈波信号(F)と前記第にその次の脈波信号
(G)との振幅の差分が第3の閾値以上である時は、前
記第1の閾値を最初に下回った1つ前の脈波信号(D)
に対応するカフ圧を以って最高血圧と判定することをそ
の概要とする。
が前記第1の閾値な最初に下回る該脈波信号(E)の振
幅より所定値大きい第2の閾値((E)+β)を越えて
いる状態を判別した場合は、更に次の脈波信号(G)の
振幅が前記第1の閾値な下回っていることを確認し、か
つ前記状の脈波信号(F)と前記第にその次の脈波信号
(G)との振幅の差分が第3の閾値以上である時は、前
記第1の閾値を最初に下回った1つ前の脈波信号(D)
に対応するカフ圧を以って最高血圧と判定することをそ
の概要とする。
又、オシロメトリック法により血圧を判定する電子血圧
計において、 脈波信号の振幅を検出する検出手段と、前記検出した脈
波信号の最大振幅に基づいて最低血圧判定のための第1
の閾値な設定する設定手段と、最大振幅ポイントより順
にカフ圧の低い方に脈波信号を検索して、その振幅が前
記第1の閾値を最初に下回る脈波信号(I)を検出し、
その次の脈波信号(J)の振幅が前記第1の閾値な最初
に下回る該脈波信号(I)の振幅より所定値大きい第2
の閾値((1)+γ)を越えていない状態を判別した時
は、前記第1の閾値な最初に下回った1つ前の脈波信号
(H)に対応するカフ圧を以って最低血圧と判定する判
定手段とを備えることをその概要とする。
計において、 脈波信号の振幅を検出する検出手段と、前記検出した脈
波信号の最大振幅に基づいて最低血圧判定のための第1
の閾値な設定する設定手段と、最大振幅ポイントより順
にカフ圧の低い方に脈波信号を検索して、その振幅が前
記第1の閾値を最初に下回る脈波信号(I)を検出し、
その次の脈波信号(J)の振幅が前記第1の閾値な最初
に下回る該脈波信号(I)の振幅より所定値大きい第2
の閾値((1)+γ)を越えていない状態を判別した時
は、前記第1の閾値な最初に下回った1つ前の脈波信号
(H)に対応するカフ圧を以って最低血圧と判定する判
定手段とを備えることをその概要とする。
更に、前記判定手段は、前記法の脈波信号(J)の振幅
が前記第1の閾値を最初に下回る脈波信号(I)の振幅
より所定値大きい第2の閾値((■)+γ)を越えてい
る状態を判別した場合は、更に次の脈波信号(K)が前
記第1の閾値を下回っていることを確認し、かつ前記法
の脈波信号(J)と前記第にその次の脈波信号(K)と
の振幅の差分が第3の閾値以上である時は、前記第1の
閾値な最初に下回った1つ前の脈波信号(H)に対応す
るカフ圧を以って最低血圧と判定することをその概要と
する。
が前記第1の閾値を最初に下回る脈波信号(I)の振幅
より所定値大きい第2の閾値((■)+γ)を越えてい
る状態を判別した場合は、更に次の脈波信号(K)が前
記第1の閾値を下回っていることを確認し、かつ前記法
の脈波信号(J)と前記第にその次の脈波信号(K)と
の振幅の差分が第3の閾値以上である時は、前記第1の
閾値な最初に下回った1つ前の脈波信号(H)に対応す
るカフ圧を以って最低血圧と判定することをその概要と
する。
以上により、脈波信号の振幅にバラツキが生じても、最
高血圧又は最低血圧の位置を正確に特定する。
高血圧又は最低血圧の位置を正確に特定する。
一以下余白一
[実施例の説明]
以下、添付図面に従って本発明による実施例を詳細に説
明する。
明する。
第1図は実施例の電子血圧計のブロック構成図、第2図
は実施例の電子血圧計の外観図である。図において、こ
の電子血圧計は血圧を判定する本体部10と、カフの加
圧/減圧を行う加圧部40と、コロトコフ音(K音)を
検出するに音検出部50と、外部の充電器60からなる
。
は実施例の電子血圧計の外観図である。図において、こ
の電子血圧計は血圧を判定する本体部10と、カフの加
圧/減圧を行う加圧部40と、コロトコフ音(K音)を
検出するに音検出部50と、外部の充電器60からなる
。
本体部10において、11は充電池であり、第2図に示
すように、1.2Vの充電池の4つの直列接続により4
.8Vを供給する。本体部10側には充電池11の装着
部11aが設けられており、充電池11の装着後に蓋1
1bがかぶせられる。第1図に戻り、充電池11は外部
の充電器60により充電可能である。12は電源コント
ロールであり、電源スィッチ13の操作に応じて本体部
10への4.8Vの供給/遮断を制御する。14は基本
発振部(Xl)であり、基本クロック信号を発生する。
すように、1.2Vの充電池の4つの直列接続により4
.8Vを供給する。本体部10側には充電池11の装着
部11aが設けられており、充電池11の装着後に蓋1
1bがかぶせられる。第1図に戻り、充電池11は外部
の充電器60により充電可能である。12は電源コント
ロールであり、電源スィッチ13の操作に応じて本体部
10への4.8Vの供給/遮断を制御する。14は基本
発振部(Xl)であり、基本クロック信号を発生する。
15はモードスイッチであり、操作により本電子血圧計
の使用モードを選択する。例えば(A)モードは通常の
人を測定するモードである。(B)モードは、本器が血
圧を自動測定するのでは無く、従来の医師による聴診法
における水銀柱として機能するモードであり、逐次変化
するカフ圧の表示のみを行う。
の使用モードを選択する。例えば(A)モードは通常の
人を測定するモードである。(B)モードは、本器が血
圧を自動測定するのでは無く、従来の医師による聴診法
における水銀柱として機能するモードであり、逐次変化
するカフ圧の表示のみを行う。
(C)モードは聴診間隙のある人を測定するモードであ
り、コロトコフ音の消滅時点を判定するタイミングが延
長されている。31はスタートスイッチであり、使用者
はマニュアルでも計測スタートを指示できる。
り、コロトコフ音の消滅時点を判定するタイミングが延
長されている。31はスタートスイッチであり、使用者
はマニュアルでも計測スタートを指示できる。
16はフィルタアンプであり、マイクロフォン51で検
出したコロトフ音(K音)信号をフィルタリングして増
幅する。17は基準電源部であり、安定化電源を要する
アンプ回路やA/D変換部に対して制御・安定化された
基準電源やリファレンス電圧等を供給する。18は圧力
検出部であり、カフ圧を検出する。19はアンプであり
、検出したカフ圧信号を増幅する。26はA/D変換部
であり、増幅されたカフ圧信号をサンプリングしてデジ
タル信号に変換する。25は外部メモリであり、血圧測
定において必要な各種のデータを一時的に記憶する。2
日はノーマルオーブンの排気バルブであり、駆動部27
の駆動信号により閉鎖する。
出したコロトフ音(K音)信号をフィルタリングして増
幅する。17は基準電源部であり、安定化電源を要する
アンプ回路やA/D変換部に対して制御・安定化された
基準電源やリファレンス電圧等を供給する。18は圧力
検出部であり、カフ圧を検出する。19はアンプであり
、検出したカフ圧信号を増幅する。26はA/D変換部
であり、増幅されたカフ圧信号をサンプリングしてデジ
タル信号に変換する。25は外部メモリであり、血圧測
定において必要な各種のデータを一時的に記憶する。2
日はノーマルオーブンの排気バルブであり、駆動部27
の駆動信号により閉鎖する。
29は表示器(LCD)であり、第2図に示すように、
測定途中のカフ圧の逐次表示、判定された最高血圧SY
S及び最低血圧DIAの表示、並びにこれらの測定結果
を与えた測定手段のプライオリティ−の表示、さらには
加圧不足状態の表示、脈拍数等を表示するエリア29a
と、測定途中の脈波信号振幅のグラフ表示、測定途中の
カフの減圧スピードレンジのマイコン表示、血圧計の選
択された使用モード、急排気中であることを示す急排気
マーク等を表示するエリア29bが設けられている。第
1図に戻り、30はブザーであり、測定終了を知らせる
。
測定途中のカフ圧の逐次表示、判定された最高血圧SY
S及び最低血圧DIAの表示、並びにこれらの測定結果
を与えた測定手段のプライオリティ−の表示、さらには
加圧不足状態の表示、脈拍数等を表示するエリア29a
と、測定途中の脈波信号振幅のグラフ表示、測定途中の
カフの減圧スピードレンジのマイコン表示、血圧計の選
択された使用モード、急排気中であることを示す急排気
マーク等を表示するエリア29bが設けられている。第
1図に戻り、30はブザーであり、測定終了を知らせる
。
20はマイクロプロセッサ部(LSIC)であり、本体
部10の主制御・処理を行う。マイクロプロセッサ部2
0において、21はA/D変換部であり、増幅されたに
音信号をサンプリングしてデジタル信号に変換する。2
2は制御部であり、いわゆるCPU部が内蔵されており
、サンプリングしたカフ圧信号やに音信号の入力、外部
メモリ25との間の処理データのやりとり、表示駆動部
24を介しての表示器LCD29の表示制御等を行う。
部10の主制御・処理を行う。マイクロプロセッサ部2
0において、21はA/D変換部であり、増幅されたに
音信号をサンプリングしてデジタル信号に変換する。2
2は制御部であり、いわゆるCPU部が内蔵されており
、サンプリングしたカフ圧信号やに音信号の入力、外部
メモリ25との間の処理データのやりとり、表示駆動部
24を介しての表示器LCD29の表示制御等を行う。
23はコロトコフ音/脈波認識部であり、制御部22と
共に後述の第3図〜第10図の処理プログラムを実行す
る。
共に後述の第3図〜第10図の処理プログラムを実行す
る。
加圧部40において、41は人の上腕に巻くカフ、42
は定速(低速)排気バルブ、43は手動排気バルブ、4
4はゴム球、70は空気の流路を形成する管である。第
2図に示すように、手動排気バルブ43は低速排気速度
を調節するためのツマミ43aと、マニュアルで急排気
を行うための全開スイッチ43bを備える。
は定速(低速)排気バルブ、43は手動排気バルブ、4
4はゴム球、70は空気の流路を形成する管である。第
2図に示すように、手動排気バルブ43は低速排気速度
を調節するためのツマミ43aと、マニュアルで急排気
を行うための全開スイッチ43bを備える。
第3図は実施例のオシロメトリック測定を含むメイン処
理のフローチャートである。ステップS301では「加
圧検出」を行う。
理のフローチャートである。ステップS301では「加
圧検出」を行う。
この加圧検出は例えば第11図(A)に示す方法で行う
。図の横軸は時間tであり縦軸はカフ圧Pである。本実
施例の定速排気バルブ42は常時開いており、また排気
バルブ28はノーマルオーブンであるから、ゴム球44
による加圧を行うと、そのカフ圧検出信号PSは最初は
略ゼロであるが、ゴム球44によるポンプ操作に応じて
図示の如く上下に脈動して上昇し、それに応じて各ボト
ム検出信号BM(i)の値も暫時上昇してゆく。そこで
、制御部22は各BM(i)の内容が連続してn (n
=3又は4)回上昇したことを検出することにより「加
圧検出」と判定する。
。図の横軸は時間tであり縦軸はカフ圧Pである。本実
施例の定速排気バルブ42は常時開いており、また排気
バルブ28はノーマルオーブンであるから、ゴム球44
による加圧を行うと、そのカフ圧検出信号PSは最初は
略ゼロであるが、ゴム球44によるポンプ操作に応じて
図示の如く上下に脈動して上昇し、それに応じて各ボト
ム検出信号BM(i)の値も暫時上昇してゆく。そこで
、制御部22は各BM(i)の内容が連続してn (n
=3又は4)回上昇したことを検出することにより「加
圧検出」と判定する。
第11図(B)は、ゴム球44によるポンプ操作は行な
わないで、カフ41を巻いた腕を単に動かした場合を、
示している。この場合は各ボトム検出信号BM(i)は
連続してn回上昇することができないから、加圧検出と
はならない。以上の詳細は第4図のフローチャートに従
って後述する。
わないで、カフ41を巻いた腕を単に動かした場合を、
示している。この場合は各ボトム検出信号BM(i)は
連続してn回上昇することができないから、加圧検出と
はならない。以上の詳細は第4図のフローチャートに従
って後述する。
尚、本実施例では信号BM(i)の内容を比較したがこ
れに限らない。例えば、ピーク検出信号PM (0)、
PM (1)、・・・を求めて、これらを比較しても良
い。
れに限らない。例えば、ピーク検出信号PM (0)、
PM (1)、・・・を求めて、これらを比較しても良
い。
また、第11図(C)に示す如く、加圧ルートの密閉が
良い時は、変曲点IPO〜IP6を検出することができ
る。この場合は変曲点IPO。
良い時は、変曲点IPO〜IP6を検出することができ
る。この場合は変曲点IPO。
IF5.IF5.・・・又は変曲点IPI、IF3゜I
F5.・・・等を比較するようにしても良い。
F5.・・・等を比較するようにしても良い。
変曲点の検出は、単位時間におけるカフ圧の上昇勾配を
検出し、該勾配が変化する点を求めれば良い。
検出し、該勾配が変化する点を求めれば良い。
第3図に戻り、ステップ5302では排気バルブ28を
閉じる。ステップ5303では「加圧停止」になるのを
待つ。すなわち、操作者は所望のカフ圧になるまでポン
プ操作を行い、加圧をやめる。すると定速排気バルブ4
2の作用によってカフ圧はそのときの調整速度(例えば
2〜4 m mHg/S)で減少する。制御部22は、
例えば第12図に示す如く、カフ圧信号PSが0.5秒
の間一定速度で減少するのを検出することによって「加
圧停止」と判定する。
閉じる。ステップ5303では「加圧停止」になるのを
待つ。すなわち、操作者は所望のカフ圧になるまでポン
プ操作を行い、加圧をやめる。すると定速排気バルブ4
2の作用によってカフ圧はそのときの調整速度(例えば
2〜4 m mHg/S)で減少する。制御部22は、
例えば第12図に示す如く、カフ圧信号PSが0.5秒
の間一定速度で減少するのを検出することによって「加
圧停止」と判定する。
ステップ5304では計測をスタートする。
この計測スタートによって、ステップ5305以降のオ
シロメトリック計測の他にも、後述の「ゲート有りに音
測定」及び「ゲート無しに音測定」が並行して行なわれ
る。ステップ5305ではオシロメトリック計測のため
の初期設定を行う。即ち、カフ圧信号PSの上昇中を保
持するフラグUP、上昇後の下降中を保持するフラグU
DF、カフ圧の脈波信号成分のボトム発生回数をカウン
トするボトムカウンタBC1及びに音検出用のゲート信
号KGが全てリセットされる。
シロメトリック計測の他にも、後述の「ゲート有りに音
測定」及び「ゲート無しに音測定」が並行して行なわれ
る。ステップ5305ではオシロメトリック計測のため
の初期設定を行う。即ち、カフ圧信号PSの上昇中を保
持するフラグUP、上昇後の下降中を保持するフラグU
DF、カフ圧の脈波信号成分のボトム発生回数をカウン
トするボトムカウンタBC1及びに音検出用のゲート信
号KGが全てリセットされる。
ステップ5306では「脈波検出」を行う。
この脈波検出は例えば第12図に示す方法で行う。即ち
、計測スタート後において、カフ圧信号PSが最初に上
昇する点を検出すると、ここが最初の脈波信号成分の開
始点であり、その時点のボトム信号BM(○)を記憶す
る。同時にコロトコフ音検出のためのに音ゲートKGを
開く。次にカフ圧信号PSのトップ(ピーク)を検出し
てその時点のトップ信号TM(0)を記憶し、ボトムカ
ウンタBCに+1する。次にカフ圧信号PSが前記ボト
ム信号BM (0)と等しくなる点を検出してに音ゲー
トKGを閉じる。以上が脈波信号成分検出の1サイクル
であり、以下、同様の脈波検出処理を繰り返す。以上の
詳細は第5図のフローチャートに従って後述する。
、計測スタート後において、カフ圧信号PSが最初に上
昇する点を検出すると、ここが最初の脈波信号成分の開
始点であり、その時点のボトム信号BM(○)を記憶す
る。同時にコロトコフ音検出のためのに音ゲートKGを
開く。次にカフ圧信号PSのトップ(ピーク)を検出し
てその時点のトップ信号TM(0)を記憶し、ボトムカ
ウンタBCに+1する。次にカフ圧信号PSが前記ボト
ム信号BM (0)と等しくなる点を検出してに音ゲー
トKGを閉じる。以上が脈波信号成分検出の1サイクル
であり、以下、同様の脈波検出処理を繰り返す。以上の
詳細は第5図のフローチャートに従って後述する。
第3図に戻り、ステップ5307ではボトムカウンタB
Cが3以上か否かを判別し、3以上でなければステップ
5309で信号*ENDが真か否かを判別する。*EN
Dは「ゲート有りに音測定」及び「ゲート無しに音測定
」が共に終了状態にあるときに真となる信号である。こ
の時点では信号*ENDは真ではないから、ステップS
3]○でPS<20mmHgか否かを調べる。
Cが3以上か否かを判別し、3以上でなければステップ
5309で信号*ENDが真か否かを判別する。*EN
Dは「ゲート有りに音測定」及び「ゲート無しに音測定
」が共に終了状態にあるときに真となる信号である。こ
の時点では信号*ENDは真ではないから、ステップS
3]○でPS<20mmHgか否かを調べる。
ここで、20mmHgは血圧測定を実行可能な最低のカ
フ圧である。この時点ではPS<20mmHgでもない
からステップ5306に戻る。
フ圧である。この時点ではPS<20mmHgでもない
からステップ5306に戻る。
かくして、複数の脈波検出を行い、やがてステップ53
07でBC≧3を満足すると、ステップ8308に進み
、BM (C−3)<BM (C−2)<BM (c−
1)<BM (C)か否かを判別する。ここで(C)は
ボトムカウンタBCの指す外部メモリ25のアドレスで
ある。すなわち、この行程では常に3つ前のボトム信号
BM (C−3)から現時点までのボトム信号BM (
C)が調べられ、もしこれらが連続して上昇であるなら
ば計測の途中で再度ゴム球44による加圧状態が検出さ
れたことを意味し、制御はステップ5303に戻る。ま
たステップ5308の判別で連続して上昇でなければス
テップ5309に進む。こうして、ステップ5309で
信号*ENDが真、又はステップ5310でPS<20
mmHgを判別すると、ステップ5311に進み「オシ
ロメトリック解析」を実行する。
07でBC≧3を満足すると、ステップ8308に進み
、BM (C−3)<BM (C−2)<BM (c−
1)<BM (C)か否かを判別する。ここで(C)は
ボトムカウンタBCの指す外部メモリ25のアドレスで
ある。すなわち、この行程では常に3つ前のボトム信号
BM (C−3)から現時点までのボトム信号BM (
C)が調べられ、もしこれらが連続して上昇であるなら
ば計測の途中で再度ゴム球44による加圧状態が検出さ
れたことを意味し、制御はステップ5303に戻る。ま
たステップ5308の判別で連続して上昇でなければス
テップ5309に進む。こうして、ステップ5309で
信号*ENDが真、又はステップ5310でPS<20
mmHgを判別すると、ステップ5311に進み「オシ
ロメトリック解析」を実行する。
このオシロメトリック解析は例えば第13図(A)に示
す方法で行う。図において、カフ圧PSが下降に転じる
と、最高血圧SYSの前で脈波信号PAが発現し、■の
位置で脈波信号PAは最大値PAmax (平均血圧)
に達し、その後は最低血圧DIAに向けて暫時減少する
。制御部22は、予め外部メモリ25に蓄えておいた脈
波信号PAを調べ、まず最大値PAmaxを検出し、こ
れよりも以前において脈波信号PAの振幅がスレッショ
ルドTH1=0.5XPAmaxを越えた時点■のカフ
圧PSをもって最高血圧SYSと決定し、また最大値P
Amax以後において脈波信号PAの振幅がスレッショ
ルドTH2=0.8XPAmaxを下回る直前の時点■
のカフ圧PSをもって最低血圧DIAと決定する。
す方法で行う。図において、カフ圧PSが下降に転じる
と、最高血圧SYSの前で脈波信号PAが発現し、■の
位置で脈波信号PAは最大値PAmax (平均血圧)
に達し、その後は最低血圧DIAに向けて暫時減少する
。制御部22は、予め外部メモリ25に蓄えておいた脈
波信号PAを調べ、まず最大値PAmaxを検出し、こ
れよりも以前において脈波信号PAの振幅がスレッショ
ルドTH1=0.5XPAmaxを越えた時点■のカフ
圧PSをもって最高血圧SYSと決定し、また最大値P
Amax以後において脈波信号PAの振幅がスレッショ
ルドTH2=0.8XPAmaxを下回る直前の時点■
のカフ圧PSをもって最低血圧DIAと決定する。
尚、本実施例のSYS、DIAの決定方法には特徴があ
り、その詳細は第6図のフローチャートに従って後述す
る。
り、その詳細は第6図のフローチャートに従って後述す
る。
第3図に戻り、ステップ5312ではブザーな鳴動させ
、ステップ5313では排気バルブ28を開き、測定終
了である。
、ステップ5313では排気バルブ28を開き、測定終
了である。
以上において、各測定方法による結果の表示にはプライ
オリティ−が付されており、例えば「ゲート有りに音測
定」、「オシロメトリック測定」、「ゲート無しに音測
定」の順でプライオリティ−が低くなっている。従って
、通常はゲート有りに音測定の結果が優先的に表示され
る。しかし、モードスイッチ15を押すことで予めオシ
ロメトリック測定又はゲート無しに音測定の結果を優先
的に表示することができる。
オリティ−が付されており、例えば「ゲート有りに音測
定」、「オシロメトリック測定」、「ゲート無しに音測
定」の順でプライオリティ−が低くなっている。従って
、通常はゲート有りに音測定の結果が優先的に表示され
る。しかし、モードスイッチ15を押すことで予めオシ
ロメトリック測定又はゲート無しに音測定の結果を優先
的に表示することができる。
または測定終了後に、単にこれらの測定結果を任意選択
する表示替えも可能である。
する表示替えも可能である。
尚、本実施例ではカフ圧の減少速度を調整でき、モして
カフ圧の減少速度が速い時は、脈波信号PAの抽出が困
難になるので、オシロメトリック測定及びゲート有りに
音測定に支障を来たす場合がある。しかし、このような
場合でも本実施例によればゲート無しに音測定が行われ
るので、正確な測定結果が得られる。
カフ圧の減少速度が速い時は、脈波信号PAの抽出が困
難になるので、オシロメトリック測定及びゲート有りに
音測定に支障を来たす場合がある。しかし、このような
場合でも本実施例によればゲート無しに音測定が行われ
るので、正確な測定結果が得られる。
第4図は実施例の加圧検出の詳細を示すフローチャート
である。ステップS401ではUP。
である。ステップS401ではUP。
UDF、BCをクリアし、さらにサンプリングしたカフ
圧信号PSを保持するレジスタPRをクリアする。ステ
ップ5402ではカフ圧信号PSをサンプリングする。
圧信号PSを保持するレジスタPRをクリアする。ステ
ップ5402ではカフ圧信号PSをサンプリングする。
このサンプリングは例えば32mS周期でよい。ステッ
プ5403では(PR十ΔP) −PSを演算する。こ
こでΔPは微小の閾値を与えるものである。(PR+△
P)−PS≧0の時は、ステップ5406に進み、(P
R−△p) −psを演算する。(PR−△P)−PS
≦Oの時はpsはPR(最初はO)に比べて士△Pの範
囲にあるので、なにもしないでステップ5402に戻る
。
プ5403では(PR十ΔP) −PSを演算する。こ
こでΔPは微小の閾値を与えるものである。(PR+△
P)−PS≧0の時は、ステップ5406に進み、(P
R−△p) −psを演算する。(PR−△P)−PS
≦Oの時はpsはPR(最初はO)に比べて士△Pの範
囲にあるので、なにもしないでステップ5402に戻る
。
また、ステップ5403の演算で(PR+Δp)−ps
<oである時は、カフ圧PSに閾値ΔP以上の上昇が認
められるので、ステップ5404に進み、UFを調べる
。これまではカフ圧は一定の下降を続けてきたのである
から、この時点ではtJF=oである。制御はステップ
5410に進み、UFをセットし、UDFをリセットす
る。すなわちカフ圧の上昇開始である。ステップ541
1では外部メモリ25のボトムメモリBM(C)にPR
の内容を格納する。ここで(C)はボトムカウンタBC
の指すアドレスである。
<oである時は、カフ圧PSに閾値ΔP以上の上昇が認
められるので、ステップ5404に進み、UFを調べる
。これまではカフ圧は一定の下降を続けてきたのである
から、この時点ではtJF=oである。制御はステップ
5410に進み、UFをセットし、UDFをリセットす
る。すなわちカフ圧の上昇開始である。ステップ541
1では外部メモリ25のボトムメモリBM(C)にPR
の内容を格納する。ここで(C)はボトムカウンタBC
の指すアドレスである。
ステップ5412ではBC=3か否かを判別する。最初
はBC=Oであるからステップ5405に進み、PRの
内容をPSの内容で更新する。
はBC=Oであるからステップ5405に進み、PRの
内容をPSの内容で更新する。
かくして、引き続きPSが上昇する間は、ステップ54
02,5403,5404,5405をループする。
02,5403,5404,5405をループする。
ステップ5406の演算で(PR−△P)ps>oであ
ると、閾値ΔP以上の下降が認められるので、ステップ
5407に進み、UFを調べる。ここではUF= 1で
あるから、ステップ5408に進み、UFをリセットし
、UDFをセットする。カフ圧上昇後の下降開始である
。
ると、閾値ΔP以上の下降が認められるので、ステップ
5407に進み、UFを調べる。ここではUF= 1で
あるから、ステップ5408に進み、UFをリセットし
、UDFをセットする。カフ圧上昇後の下降開始である
。
ステップ5409ではボトムカウンタBCに+1する。
こうして、ゴム球44による加圧操作によって脈動する
上昇を検出していくうちに、ステップ5412でBC=
3を判別すると、ステップ5413に進み、BM (0
)<BM (1)<BM(2)<BM (3)か否かを
判別する。YESの時は「加圧検出」であるから、処理
を抜ける。
上昇を検出していくうちに、ステップ5412でBC=
3を判別すると、ステップ5413に進み、BM (0
)<BM (1)<BM(2)<BM (3)か否かを
判別する。YESの時は「加圧検出」であるから、処理
を抜ける。
またNOの時はステップ5414でBM(○)−BM
(1)−BM (2)−BM (3)のシフトダウンを
行い、ステップ5415でボトムカウンタBCに−1す
る。これにより、以後はボトムBMの検出毎に加圧検出
か否かを判別する。
(1)−BM (2)−BM (3)のシフトダウンを
行い、ステップ5415でボトムカウンタBCに−1す
る。これにより、以後はボトムBMの検出毎に加圧検出
か否かを判別する。
第5図は実施例の脈波検出のフローチャートである。こ
の処理は一部を除いて第4図の加圧検出処理と類似であ
る。初期設定は第3図のステップ5305で行われる。
の処理は一部を除いて第4図の加圧検出処理と類似であ
る。初期設定は第3図のステップ5305で行われる。
ステップS501ではカフ圧信号PSをサンプリングし
、ステップ5502ではUDFを調べる。最初はUDF
=Oであるから、ステップ5505に進み、(PR+△
P)psを演算する。(PR+△p)−ps≧Oの時は
ステップ5510で(PR−Δp)−psを演算する。
、ステップ5502ではUDFを調べる。最初はUDF
=Oであるから、ステップ5505に進み、(PR+△
P)psを演算する。(PR+△p)−ps≧Oの時は
ステップ5510で(PR−Δp)−psを演算する。
(PR−△p)−ps≦Oの時は、サンプリングしたカ
フ圧PSはレジスタPRの内容(ここでは直前の値を保
持している)に比べて±ΔPの範囲にあるので、なにも
しないでステップS501に戻る。
フ圧PSはレジスタPRの内容(ここでは直前の値を保
持している)に比べて±ΔPの範囲にあるので、なにも
しないでステップS501に戻る。
ステップ5510の演算で(PR−ΔP)ps>oの時
は、カフ圧PSには閾値△Pを越える下降が認められる
。制御はステップ5511に進み、UFを調べる。計測
スタートの時点ではカフ圧はもともと下降中でるから、
UF=0である。制御はステップ5515に進み、単に
レジスタPRの内容なPSの内容で更新する。
は、カフ圧PSには閾値△Pを越える下降が認められる
。制御はステップ5511に進み、UFを調べる。計測
スタートの時点ではカフ圧はもともと下降中でるから、
UF=0である。制御はステップ5515に進み、単に
レジスタPRの内容なPSの内容で更新する。
ステップ5505の演算で(PR+ΔP)ps<oの時
は、カフ圧PSには閾値△Pを越える上昇が認められる
。制御はステップ5506に進み、UFを調べる。UP
=Oならカフ圧の下降から上昇を検出したことになるの
で、ステップ5507に進み、UPをセットし、UDF
をリセットする。ステップ5508ではボトムメモリB
M (C)にPRの内容を格納する。ステップ5509
ではに音検出用のゲート信号KGを開く。以後、引き続
きカフ圧PSが上昇する間はステップ5505,506
,515のルートをループする。
は、カフ圧PSには閾値△Pを越える上昇が認められる
。制御はステップ5506に進み、UFを調べる。UP
=Oならカフ圧の下降から上昇を検出したことになるの
で、ステップ5507に進み、UPをセットし、UDF
をリセットする。ステップ5508ではボトムメモリB
M (C)にPRの内容を格納する。ステップ5509
ではに音検出用のゲート信号KGを開く。以後、引き続
きカフ圧PSが上昇する間はステップ5505,506
,515のルートをループする。
ステップ5510の演算で(PR−ΔP)ps>oの時
は、カフ圧には閾値△Pを越える下降が認められる。制
御はステップ5511に進み、UFを調べる。今度はU
F= 1であるから、ステップ5512に進み、UFを
リセットし、UDFをセットする。カフ圧の上昇後の下
降開始である。ステップ5513ではトップメモリTM
(C)にPRの内容を格納する。ステップ5514で
はボトムカウンタBCに+1する。
は、カフ圧には閾値△Pを越える下降が認められる。制
御はステップ5511に進み、UFを調べる。今度はU
F= 1であるから、ステップ5512に進み、UFを
リセットし、UDFをセットする。カフ圧の上昇後の下
降開始である。ステップ5513ではトップメモリTM
(C)にPRの内容を格納する。ステップ5514で
はボトムカウンタBCに+1する。
UDF=1.すなわちカフ圧の上昇後の下降開始を検出
すると、ステップ5502の判別はYESとなり、制御
はステップ5503に進み、PS<BM (C−1)か
否かを判別する。ps<BM(C−1)の時は、ステッ
プ5504に進み、K音検出用のゲート信号KGを閉じ
る。
すると、ステップ5502の判別はYESとなり、制御
はステップ5503に進み、PS<BM (C−1)か
否かを判別する。ps<BM(C−1)の時は、ステッ
プ5504に進み、K音検出用のゲート信号KGを閉じ
る。
かくして、外部メモリ25には後のオシロメトリック解
析に必要な数のデータBM (C)及びTM (C)が
格納され、併せてに音検出用のゲート信号KGがリアル
タイムに生成される。
析に必要な数のデータBM (C)及びTM (C)が
格納され、併せてに音検出用のゲート信号KGがリアル
タイムに生成される。
第6図は実施例のオシロメトリック解析のフローチャー
トである。ステップS601ではデータBM (C)及
びTM (C)から脈波信号PAを求める。第12図に
おいて、その時点におけるカフの減圧速度を−K m
m Hg / sとすると、例えば脈波信号PA3の振
幅は(TM(3)−BM (3)+に△t)で求まる。
トである。ステップS601ではデータBM (C)及
びTM (C)から脈波信号PAを求める。第12図に
おいて、その時点におけるカフの減圧速度を−K m
m Hg / sとすると、例えば脈波信号PA3の振
幅は(TM(3)−BM (3)+に△t)で求まる。
ここで、△tはBM (C)からTM (C)までの時
間である。
間である。
同様にして、他の脈波信号についても振幅PAnを求め
る。ステップ5602ではPAmaxを検出する。第1
3図(A)において、P A m a xは脈波信号の
内その振幅PAが最大のものである。外部メモリ25の
若い番地から脈波信号の振幅PAを調べればPAmax
は容易に検出できる。ステップ5603では最高血圧S
YSを決定する。本実施例の最高血圧SYSの決定方法
には2通りある。
る。ステップ5602ではPAmaxを検出する。第1
3図(A)において、P A m a xは脈波信号の
内その振幅PAが最大のものである。外部メモリ25の
若い番地から脈波信号の振幅PAを調べればPAmax
は容易に検出できる。ステップ5603では最高血圧S
YSを決定する。本実施例の最高血圧SYSの決定方法
には2通りある。
第13図(B)は最高血圧SYSの第1の決定方法を説
明する図である。この第1の方法は外部メモリ25内の
脈波信号の振幅PAを若い番地から読み出していく方法
である。閾値TH1=0.5XPAmaxとすると、ま
ず最初に閾値TRIを越える脈波信号■を検出する。そ
して、次の脈波信号■の振幅PA3が閾値(PA2−C
4)を越えている時は、脈波信号■に対応するカフ圧P
Sを以って最高血圧SYSと判定する。
明する図である。この第1の方法は外部メモリ25内の
脈波信号の振幅PAを若い番地から読み出していく方法
である。閾値TH1=0.5XPAmaxとすると、ま
ず最初に閾値TRIを越える脈波信号■を検出する。そ
して、次の脈波信号■の振幅PA3が閾値(PA2−C
4)を越えている時は、脈波信号■に対応するカフ圧P
Sを以って最高血圧SYSと判定する。
ここで04は第4の所定値であり、実際の脈波信号の振
幅PAのバラツキに基づいて予め統計的に決定する。ま
た、脈波信号■の振幅PA3が(PA2−C4)を越え
ない時は、次の脈波信号■の振幅PA4が閾値THIを
越えていることを確認し、更に脈波信号■と脈波信号■
との振幅の差分を求めて、該差分が第5の所定値05以
上である時は、脈波信号■に対応するカフ圧PSを以っ
て最高血圧SYSと判定する。同様にして、第5の所定
11iC5も実際の脈波信号PAの振幅のバラツキに基
づいて予め統計的に決定する。
幅PAのバラツキに基づいて予め統計的に決定する。ま
た、脈波信号■の振幅PA3が(PA2−C4)を越え
ない時は、次の脈波信号■の振幅PA4が閾値THIを
越えていることを確認し、更に脈波信号■と脈波信号■
との振幅の差分を求めて、該差分が第5の所定値05以
上である時は、脈波信号■に対応するカフ圧PSを以っ
て最高血圧SYSと判定する。同様にして、第5の所定
11iC5も実際の脈波信号PAの振幅のバラツキに基
づいて予め統計的に決定する。
すなわち、脈波信号■の振幅PA3が(PA2−04)
を越えなくて、次の脈波信号■の振幅PA4が閾値Tl
(1を越えていて、更に脈波信号■と脈波信号■との振
幅の差分が第5の所定値05以上である時は、脈波信号
■をノイズと判断する。一方、脈波信号■の振幅P A
、 3が(PA2−C4)を越えなくて、次の脈波信号
■の振幅PA4が閾値THIを越えない時あるいは脈波
信号■と脈波信号■との振幅の差分が第5の所定値05
未満である時は、脈波信号■をノイズと判断する。
を越えなくて、次の脈波信号■の振幅PA4が閾値Tl
(1を越えていて、更に脈波信号■と脈波信号■との振
幅の差分が第5の所定値05以上である時は、脈波信号
■をノイズと判断する。一方、脈波信号■の振幅P A
、 3が(PA2−C4)を越えなくて、次の脈波信号
■の振幅PA4が閾値THIを越えない時あるいは脈波
信号■と脈波信号■との振幅の差分が第5の所定値05
未満である時は、脈波信号■をノイズと判断する。
かくして、実際に頻繁に発生することであるが、脈波信
号の振幅PAにバラツキがあっても確実に最高血圧SY
Sを判定できる。
号の振幅PAにバラツキがあっても確実に最高血圧SY
Sを判定できる。
第13図(C)は最高血圧SYSの第2の決定方法を説
明する図である。この第2の方法は外部メモリ25内の
脈波信号の振幅PAをPAmaxの位置から若い番地に
向けて読み出していく方法である。同様にして、閾値T
H1=0.5xPAmaxとすると、まず最初に閾値T
HIを下回る脈波信号■を検出する。そして、次の脈波
信号■の振幅PA2が閾値(PA3+C6)を越えない
時は、脈波信号■に対応するカフ圧PSを以って最高血
圧SYSと判定する。ここでC6は第6の所定値であり
、実際の脈波信号の振幅PAのバラツキに基づいて予め
統計的に決定する。また、脈波信号■の振幅PA2が閾
値(PA3+C6)を越えた時は、脈波信号■の振幅P
AIがTHI以下である時に、脈波信号■と脈波信号■
との振幅の差分を求めて、該差分が第7の所定値07以
上である時は、脈波信号■に対応するカフ圧PSを以っ
て最高血圧SYSと判定する。同様にして、第7の所定
値C7も実際の脈波信号の振幅PAのバラツキに基づい
て予め統計的に決定する。
明する図である。この第2の方法は外部メモリ25内の
脈波信号の振幅PAをPAmaxの位置から若い番地に
向けて読み出していく方法である。同様にして、閾値T
H1=0.5xPAmaxとすると、まず最初に閾値T
HIを下回る脈波信号■を検出する。そして、次の脈波
信号■の振幅PA2が閾値(PA3+C6)を越えない
時は、脈波信号■に対応するカフ圧PSを以って最高血
圧SYSと判定する。ここでC6は第6の所定値であり
、実際の脈波信号の振幅PAのバラツキに基づいて予め
統計的に決定する。また、脈波信号■の振幅PA2が閾
値(PA3+C6)を越えた時は、脈波信号■の振幅P
AIがTHI以下である時に、脈波信号■と脈波信号■
との振幅の差分を求めて、該差分が第7の所定値07以
上である時は、脈波信号■に対応するカフ圧PSを以っ
て最高血圧SYSと判定する。同様にして、第7の所定
値C7も実際の脈波信号の振幅PAのバラツキに基づい
て予め統計的に決定する。
すなわち、脈波信号■の振幅PA2が閾値(PA3+C
6)を越えても、脈波信号■の振幅PAIがTHI以下
であり、脈波信号■と脈波信号■との振幅の差分が第7
の所定値07以上である時は、脈波信号■をノイズと判
断する。
6)を越えても、脈波信号■の振幅PAIがTHI以下
であり、脈波信号■と脈波信号■との振幅の差分が第7
の所定値07以上である時は、脈波信号■をノイズと判
断する。
一方、脈波信号■の振幅PA2が閾値(PA3十C6)
を越えて、脈波信号のがTH1以上である時あるいは脈
波信号■と脈波信号■との振幅の差分が第7の所定値0
7未満である時は、脈波信号■をノイズと判断する。
を越えて、脈波信号のがTH1以上である時あるいは脈
波信号■と脈波信号■との振幅の差分が第7の所定値0
7未満である時は、脈波信号■をノイズと判断する。
かくして、脈波信号の振幅PAにバラツキがあっても正
確な最高血圧SYSを判定できると共に、PAmaxを
検出した位置から外部メモリ25を遡れば良いので、脈
波信号データの続出制御が簡単である。
確な最高血圧SYSを判定できると共に、PAmaxを
検出した位置から外部メモリ25を遡れば良いので、脈
波信号データの続出制御が簡単である。
第6図に戻り、ステップ5604では最低血圧DIΔを
決定する。
決定する。
第13図(D)は実施例の最低血圧DIAの決定方法を
説明する図である。この方法は外部メモリ25内の脈波
信号の振幅PAをPAmaxの位置から後ろに読み出し
ていく方法である。
説明する図である。この方法は外部メモリ25内の脈波
信号の振幅PAをPAmaxの位置から後ろに読み出し
ていく方法である。
閾値TH,2=O18XPAmaxとすると、まず最初
に閾値TH2を下回る脈波信号■を検出する。そして、
次の脈波信号■の振幅が閾値(PA6+C8)を越えな
い時は、脈波信号■に対応するカフ圧PSを以って最低
血圧DIAと判定する。ここで08は第8の所定値であ
り、実際の脈波信号の振幅PAのバラツキに基づいて予
め統計的に決定する。また、脈波信号■の振幅PA7が
閾値(PA6+C8)を越えた時は、脈波信号■がTH
2以下の場合、脈波信号■と脈波信号■との差分を求め
て、該差分が第9の所定値09以上である時は、脈波信
号■に対応するカフ圧PSを以って最低血圧DIAと判
定する。同様にして、第9の所定値C9も実際の脈波信
号PAの振幅のバラツキに基づいて予め統計的に決定す
る。
に閾値TH2を下回る脈波信号■を検出する。そして、
次の脈波信号■の振幅が閾値(PA6+C8)を越えな
い時は、脈波信号■に対応するカフ圧PSを以って最低
血圧DIAと判定する。ここで08は第8の所定値であ
り、実際の脈波信号の振幅PAのバラツキに基づいて予
め統計的に決定する。また、脈波信号■の振幅PA7が
閾値(PA6+C8)を越えた時は、脈波信号■がTH
2以下の場合、脈波信号■と脈波信号■との差分を求め
て、該差分が第9の所定値09以上である時は、脈波信
号■に対応するカフ圧PSを以って最低血圧DIAと判
定する。同様にして、第9の所定値C9も実際の脈波信
号PAの振幅のバラツキに基づいて予め統計的に決定す
る。
すなわち、脈波信号■の振幅PA7が閾値(PA6+C
8)を越え、脈波信号■がTT(2以上の場合あるいは
脈波信号■と脈波信号■との差分が第9の所定値09未
満である場合は、脈波信号■をノイズと判断する。一方
、脈波信号■の振幅PA7が閾値(PA6+C8)を越
え、脈波信号■がTH2以下で、脈波信号■と脈波信号
■との差分が第9の所定値09以上である時は、脈波信
号■をノイズと判断する。
8)を越え、脈波信号■がTT(2以上の場合あるいは
脈波信号■と脈波信号■との差分が第9の所定値09未
満である場合は、脈波信号■をノイズと判断する。一方
、脈波信号■の振幅PA7が閾値(PA6+C8)を越
え、脈波信号■がTH2以下で、脈波信号■と脈波信号
■との差分が第9の所定値09以上である時は、脈波信
号■をノイズと判断する。
かくして、脈波信号PAの振幅にバラツキがあっても正
確な最低血圧DIAを判定できると共に、第13図(C
)で説明した最高血圧SYSの第2の決定方法と時間−
の判定アルゴリズムが使用できるので、プログラムの共
通化、簡略化が図れる。
確な最低血圧DIAを判定できると共に、第13図(C
)で説明した最高血圧SYSの第2の決定方法と時間−
の判定アルゴリズムが使用できるので、プログラムの共
通化、簡略化が図れる。
第12図は実施例のゲート有りに音測定をも説明する図
である。ゲート有りに音測定はゲート信号KGでゲート
したコロトコフ音の発現、消滅に基づいて最高血圧SY
Sと最低血圧DIAを判定するものである。
である。ゲート有りに音測定はゲート信号KGでゲート
したコロトコフ音の発現、消滅に基づいて最高血圧SY
Sと最低血圧DIAを判定するものである。
尚、コロトコフ音をゲート内でに音を測定することにつ
いては公知である。また、本実施例の特徴部分であるコ
ロトコフ音の発現及び消滅を判定する部分については後
述するゲート無しに音測定と同様であるので、説明を省
略する。
いては公知である。また、本実施例の特徴部分であるコ
ロトコフ音の発現及び消滅を判定する部分については後
述するゲート無しに音測定と同様であるので、説明を省
略する。
第7図は実施例のゲート無しに音測定のフローチャート
である。ステップ5701では初期設定を行う。即ち、
ベースノイズ(BN)の大きさを記憶するレジスタBN
、最初のに音を検出したことを保持するフラグ2ndF
、制御が最低血圧DIAの検出行程にあることを示すフ
ラグDIAF、及びこのゲート無しに音測定が終了した
ことを示すフラグKENDFを夫々リセットする。
である。ステップ5701では初期設定を行う。即ち、
ベースノイズ(BN)の大きさを記憶するレジスタBN
、最初のに音を検出したことを保持するフラグ2ndF
、制御が最低血圧DIAの検出行程にあることを示すフ
ラグDIAF、及びこのゲート無しに音測定が終了した
ことを示すフラグKENDFを夫々リセットする。
ステップ5702ではベースノイズの検出rBN検出」
を行う。ゲート無しに音測定においては、K音検出用の
ゲート信号KGを使用しないので、独自の処理で、ノイ
ズとコロトコフ音を区別しなくてはならない。そこで、
計測の初期においてBN検出を行う必要がある。
を行う。ゲート無しに音測定においては、K音検出用の
ゲート信号KGを使用しないので、独自の処理で、ノイ
ズとコロトコフ音を区別しなくてはならない。そこで、
計測の初期においてBN検出を行う必要がある。
このBN検出は例えば第15図に示す方法で行う。図に
おいて、計測スタート後の2秒間を16等分して各12
5m5のウィンドウを設定し、各ウィンドウ内のノイズ
レベルを計測する。
おいて、計測スタート後の2秒間を16等分して各12
5m5のウィンドウを設定し、各ウィンドウ内のノイズ
レベルを計測する。
このウィンドウ内のノイズレベルの計測は、例えば第1
4図に示す方法で行う。図の縦軸は8ビツトのA/D変
換出力であり、K音信号KSはA/D変換出力レベしO
〜255の範囲内で変化する。横軸は時間tであり、ウ
ィンドウ内の計測を行う時は、1=0〜125m5の区
間内でノイズレベルの計測が行われる。各ウィンドウ内
で観測されるに音信号KSは縦軸の略中央部分を中心と
して脈動する様々な振幅を有する信号である。そこで、
ウィンドウ内のピーク及びボトムを検出して夫々の値を
ピークレジスタKP及びボトムレジスタKBに記憶し、
更にこれらの値の差分(KP−KB)を求めて当該ウィ
ンドウ内のノイズレベルとする。尚、カフ4工の初期加
圧が充分でない時は、図示の如く、ウィンドウ内にコロ
トコフ音が含まれる場合もある。
4図に示す方法で行う。図の縦軸は8ビツトのA/D変
換出力であり、K音信号KSはA/D変換出力レベしO
〜255の範囲内で変化する。横軸は時間tであり、ウ
ィンドウ内の計測を行う時は、1=0〜125m5の区
間内でノイズレベルの計測が行われる。各ウィンドウ内
で観測されるに音信号KSは縦軸の略中央部分を中心と
して脈動する様々な振幅を有する信号である。そこで、
ウィンドウ内のピーク及びボトムを検出して夫々の値を
ピークレジスタKP及びボトムレジスタKBに記憶し、
更にこれらの値の差分(KP−KB)を求めて当該ウィ
ンドウ内のノイズレベルとする。尚、カフ4工の初期加
圧が充分でない時は、図示の如く、ウィンドウ内にコロ
トコフ音が含まれる場合もある。
第15図に戻り、エリアカウンタACは各ウィンドウ毎
に+1されて、○〜15をカウントする。制御は、まず
AC=0.1の各ウィンドウについて夫々(KPO,K
BO)、(KPl。
に+1されて、○〜15をカウントする。制御は、まず
AC=0.1の各ウィンドウについて夫々(KPO,K
BO)、(KPl。
KBl)を検出し、それらの内のKPOとKPIの大き
い方を取ってウィンドウOのピークメモリPaに格納し
、またKBOとKBIの小さい方を取ってウィンドウO
のボトムメモリBoに格納する。次に制御はAC=1.
2の各ウィンドウについて夫々(KPI、KBI)(K
P2.KB2)を検出し、それらの内のKPIとKP2
の大きい方を取ってウィンドウlのピークメモリP1に
格納し、またKBIとKB2の小さい方を取ってウィン
ドウlのボトムメモリB+に格納する。以下、同様にし
てP I+5+ B tiまでを得る。そして、これら
の15組について夫々差分(Pa Bo)(p+−B
l)、−・・、 (PI6 Bus)を求め、該1
5個の差分のうち最小のものを取ってベースノイズBN
とする0以上の詳細は第8図、第9図のフローチャート
に従って後述する。
い方を取ってウィンドウOのピークメモリPaに格納し
、またKBOとKBIの小さい方を取ってウィンドウO
のボトムメモリBoに格納する。次に制御はAC=1.
2の各ウィンドウについて夫々(KPI、KBI)(K
P2.KB2)を検出し、それらの内のKPIとKP2
の大きい方を取ってウィンドウlのピークメモリP1に
格納し、またKBIとKB2の小さい方を取ってウィン
ドウlのボトムメモリB+に格納する。以下、同様にし
てP I+5+ B tiまでを得る。そして、これら
の15組について夫々差分(Pa Bo)(p+−B
l)、−・・、 (PI6 Bus)を求め、該1
5個の差分のうち最小のものを取ってベースノイズBN
とする0以上の詳細は第8図、第9図のフローチャート
に従って後述する。
尚、ベースノイズBNの決定方法はこれに限らない。ベ
ースノイズBNは、例えば15個の差分の平均値として
もよい。また、15個の差分のうち小さい方からn個を
抽出したものの平均値としてもよい。
ースノイズBNは、例えば15個の差分の平均値として
もよい。また、15個の差分のうち小さい方からn個を
抽出したものの平均値としてもよい。
第7図に戻り、ステップ3703では、最高血圧SYS
の判定タイミングを決めるカウンタSC、コロトコフ音
の消滅判定タイミングを決めるレジスタTを夫々クリア
し、コロトコフ音に対する閾値を保持するレジスタTH
Kに最高血圧決定用の閾値BN+CI (例えば100
mmHg)をセットする。ここで、BNはステップ57
02で検出したベースノイズBNであり、C1は第1の
所定値である。ステップ5704ではレジスタKP、K
B、後述のに音信検出処理を中途で初期化するための制
御フラグR3KF、及びタイマtを夫々リセットする。
の判定タイミングを決めるカウンタSC、コロトコフ音
の消滅判定タイミングを決めるレジスタTを夫々クリア
し、コロトコフ音に対する閾値を保持するレジスタTH
Kに最高血圧決定用の閾値BN+CI (例えば100
mmHg)をセットする。ここで、BNはステップ57
02で検出したベースノイズBNであり、C1は第1の
所定値である。ステップ5704ではレジスタKP、K
B、後述のに音信検出処理を中途で初期化するための制
御フラグR3KF、及びタイマtを夫々リセットする。
ステップ3705ではに音サンプリング割込(KSIN
T)をイネーブルする。制御はステラ、ブ5706に進
み、待機(IDLEを実行)する。
T)をイネーブルする。制御はステラ、ブ5706に進
み、待機(IDLEを実行)する。
第10図は実施例のに音サンプリング割込処理のフロー
チャートである。ステップ51001ではに音信号KS
をサンプリングし、ステップS1002では制御フラグ
RSKFを調べる。最初はRSKF=Oであるから、ス
テップS 1003に進み、タイマtの内容を調べる。
チャートである。ステップ51001ではに音信号KS
をサンプリングし、ステップS1002では制御フラグ
RSKFを調べる。最初はRSKF=Oであるから、ス
テップS 1003に進み、タイマtの内容を調べる。
最初は1=0であるから、ステップ51008でレジス
タKP及びKBに夫々サンプリングしたに音信号KSを
セットする。レジスタKP及びKBの初期化である。ス
テップS 1006ではタイマtに+△t(例えばサン
プリング周期が1mSの場合は△t= 1. m S
)を行う。
タKP及びKBに夫々サンプリングしたに音信号KSを
セットする。レジスタKP及びKBの初期化である。ス
テップS 1006ではタイマtに+△t(例えばサン
プリング周期が1mSの場合は△t= 1. m S
)を行う。
またステップS 1003の判別で1=0でない時は、
ステップS 1004に進み、演算(KP−KS)を行
う。(KP−KS)<Oの時は、KPに対するKSの上
昇が認められるので、ステップS 1005に進み、K
Pの内容なKSの内容で更新する。また(KP−KS)
≧Oの時は、KPに対するKSの上昇が認められないの
で、ステップS 1009に進み、演算(KB−KS)
を行う。(KB−KS)≦Oの時は、KBに対するKS
の下降は認められないから、単にタイマtを更新する。
ステップS 1004に進み、演算(KP−KS)を行
う。(KP−KS)<Oの時は、KPに対するKSの上
昇が認められるので、ステップS 1005に進み、K
Pの内容なKSの内容で更新する。また(KP−KS)
≧Oの時は、KPに対するKSの上昇が認められないの
で、ステップS 1009に進み、演算(KB−KS)
を行う。(KB−KS)≦Oの時は、KBに対するKS
の下降は認められないから、単にタイマtを更新する。
しかしくKB−KS)>Oの時は、KBに対するKSの
下降が認められるので、ステップ51010に進み、K
Bの内容をKSの内容で更新する。かくして、K音信号
KSのサンプリング毎にレジスタKP又はKBの内容が
更新される。
下降が認められるので、ステップ51010に進み、K
Bの内容をKSの内容で更新する。かくして、K音信号
KSのサンプリング毎にレジスタKP又はKBの内容が
更新される。
第7図に戻り、前記のに音サンプリング割込処理が終る
と、ステップ5707に入力する。
と、ステップ5707に入力する。
ここでは、重複割込防止のためにKSINTをディセー
ブルする。ステップ5708では(KP−KB)≧TH
Kか否かを判別する。YESの時は最初のコロトコフ音
が検出されたので、ステップ5709に進み、フラグ2
ndFを調べる。
ブルする。ステップ5708では(KP−KB)≧TH
Kか否かを判別する。YESの時は最初のコロトコフ音
が検出されたので、ステップ5709に進み、フラグ2
ndFを調べる。
最初のコロトコフ音であるから、2ndF=Oであり、
制御はステップ5711に進み、2ndFに1をセット
する。ステップ5712ではその時点のカフ圧PSを外
部メモリ25にセーブする。
制御はステップ5711に進み、2ndFに1をセット
する。ステップ5712ではその時点のカフ圧PSを外
部メモリ25にセーブする。
ステップ5713ではDIAFを調べる。まだ最低血圧
DIAの測定行程ではないから、DIAF=Oであり、
制御はステップ5715に進んで、カウンタSCに+1
する。ステップ5716ではカウンタSCを調べる。こ
こでは5C=1であるから、ステップ5704に戻る。
DIAの測定行程ではないから、DIAF=Oであり、
制御はステップ5715に進んで、カウンタSCに+1
する。ステップ5716ではカウンタSCを調べる。こ
こでは5C=1であるから、ステップ5704に戻る。
ステップ5704では、次のコロトコフ音を検出するた
めにレジスタKP、KB、タイマを等がリセットされる
。
めにレジスタKP、KB、タイマを等がリセットされる
。
ステップ5708で次のコロトコフ音を検出すると、ス
テップ5709に進み、今度は2ndF=1である。制
御はステップ5710に進み、t≧0.33か否かを調
べる。医学的統計によれば、前回のコロトコフ音発生か
ら0.3秒以内には次のコロトコフ音が発生することは
無い。
テップ5709に進み、今度は2ndF=1である。制
御はステップ5710に進み、t≧0.33か否かを調
べる。医学的統計によれば、前回のコロトコフ音発生か
ら0.3秒以内には次のコロトコフ音が発生することは
無い。
そこで、この区間のに音信号を無視することとして、ノ
イズによる誤判定を防止する。従って、ステップ571
0の判別がNOの時は、ステップ5714に進み、制御
フラグR3KFに1をセットする。
イズによる誤判定を防止する。従って、ステップ571
0の判別がNOの時は、ステップ5714に進み、制御
フラグR3KFに1をセットする。
第10図に戻り、ステップS 1002の判別でRSK
F= 1の時は、ステップS l 007に進み、RS
KFをリセットする。ステップSIO○8ではレジスタ
KP及びKBにサンプリングしたに音信号KSをセット
する。かくして、これまでのKP及びKBの内容はキャ
ンセルされ、新たにコロトコフ音の検出が再開される。
F= 1の時は、ステップS l 007に進み、RS
KFをリセットする。ステップSIO○8ではレジスタ
KP及びKBにサンプリングしたに音信号KSをセット
する。かくして、これまでのKP及びKBの内容はキャ
ンセルされ、新たにコロトコフ音の検出が再開される。
第7図に戻り、ステップ5710の判別でt≧0.38
の時は、正規のコロトコフ音の検出である。制御はステ
ップ5712,5713,5715.5716と進み、
今度は5C=2であるから、ステップ5717に進み、
DIAFに1をセットする。ステップ5718ではレジ
スタTHKに最低血圧決定用の閾値BN+C2をセット
する。ここで、C2は第2の所定値である。ステップ5
719では、もし表示のプライオリティ−が許すのなら
、表示器LCD29の最高血圧SYSの部分にステップ
5712でセーブした最初のカフ圧値PSを表示する。
の時は、正規のコロトコフ音の検出である。制御はステ
ップ5712,5713,5715.5716と進み、
今度は5C=2であるから、ステップ5717に進み、
DIAFに1をセットする。ステップ5718ではレジ
スタTHKに最低血圧決定用の閾値BN+C2をセット
する。ここで、C2は第2の所定値である。ステップ5
719では、もし表示のプライオリティ−が許すのなら
、表示器LCD29の最高血圧SYSの部分にステップ
5712でセーブした最初のカフ圧値PSを表示する。
以後は最低血圧DIAを検出する行程である。
ステップ5708の判別でNOであると、ステップ57
20に進み、t=23か否かを判別する。医学的統計に
よれば、前回のコロトコフ音発生から2秒以内が次のコ
ロトコフ音発生の限界と考えられる。そこで、t=23
になるまではステップ5705に戻り、コロトコフ音の
発生を待つ。しかし、t=23になってもコロトコフ音
が発生しない時は、ステップ5721に進み、DIAF
を調べる。もしDIAF=Oならステップ5705に戻
る。このようなケースは計測スタートからの最初のコロ
トコフ音が検出されるまでの間に起こり得る。今は、D
IAF= 1であるから、ステップ5722に進み、
レジスタTに十tを行う。1回目の場合はT=23にな
る。
20に進み、t=23か否かを判別する。医学的統計に
よれば、前回のコロトコフ音発生から2秒以内が次のコ
ロトコフ音発生の限界と考えられる。そこで、t=23
になるまではステップ5705に戻り、コロトコフ音の
発生を待つ。しかし、t=23になってもコロトコフ音
が発生しない時は、ステップ5721に進み、DIAF
を調べる。もしDIAF=Oならステップ5705に戻
る。このようなケースは計測スタートからの最初のコロ
トコフ音が検出されるまでの間に起こり得る。今は、D
IAF= 1であるから、ステップ5722に進み、
レジスタTに十tを行う。1回目の場合はT=23にな
る。
ステップ5723ではT>n拍か否かを調べる。
ここで、(A)モード測定の場合は、コロトコフ音が2
拍分欠落したことを検出したいのであるが、コロトコフ
音の1拍分の周期は被験者により異るので、予め不図示
の処理によってコロトコフ音1拍分の周期を求めておき
、ステップ5723ではT>(2X1拍分の周期)か否
かを調べる。
拍分欠落したことを検出したいのであるが、コロトコフ
音の1拍分の周期は被験者により異るので、予め不図示
の処理によってコロトコフ音1拍分の周期を求めておき
、ステップ5723ではT>(2X1拍分の周期)か否
かを調べる。
また、聴診間隙のある人に対する(C)モード測定の場
合は、コロトコフ音が5拍分欠落したことを検出するの
で、ステップ5723ではT〉(5×1拍分の周期)か
否かを調べる。何れの場合において、もし被験者の1拍
分の周期が比較的長い(例えば略2秒の)場合は、ステ
ップ5722の処理を複数回行うこととなり、2回目の
場合はT=4S、3回目の場合はT=63になる。かく
して、ステップ5723の判別がYESになると、ステ
ップ5724に進み、もし表示のプライオリティ−が許
すのなら、表示器LCD29の最低血圧DIAの部分に
ステップ5712でセーブした最後のカフ圧値PSを表
示する。
合は、コロトコフ音が5拍分欠落したことを検出するの
で、ステップ5723ではT〉(5×1拍分の周期)か
否かを調べる。何れの場合において、もし被験者の1拍
分の周期が比較的長い(例えば略2秒の)場合は、ステ
ップ5722の処理を複数回行うこととなり、2回目の
場合はT=4S、3回目の場合はT=63になる。かく
して、ステップ5723の判別がYESになると、ステ
ップ5724に進み、もし表示のプライオリティ−が許
すのなら、表示器LCD29の最低血圧DIAの部分に
ステップ5712でセーブした最後のカフ圧値PSを表
示する。
ステップ5725ではゲート無しに音の測定終了フラグ
KENDFに1をセットする。
KENDFに1をセットする。
第8図は実施例のBN検出のフローチャートである。ス
テップ5801ではエリアカウンタACをクリアする。
テップ5801ではエリアカウンタACをクリアする。
ステップ5802ではレジスタKP、KB、及びタイマ
tの内容をクリアする。
tの内容をクリアする。
ステップ5803ではKSINTをイネーブルし、ステ
ップ5804では待機(IDLEを実行)する。
ップ5804では待機(IDLEを実行)する。
前記と同様にして、第10図の処理に従ってに音信号K
Sをサンプリング処理すると、制御は第8図のステップ
5805に入力する。ここではKSINTをディセーブ
ルし、ステップ5806に進み、t=125msか否か
を判別する。t=125mSになるまでの間は1つのウ
ィンドウ内であるから、制御はステップ5803に戻る
。
Sをサンプリング処理すると、制御は第8図のステップ
5805に入力する。ここではKSINTをディセーブ
ルし、ステップ5806に進み、t=125msか否か
を判別する。t=125mSになるまでの間は1つのウ
ィンドウ内であるから、制御はステップ5803に戻る
。
やがてt=125m、sになると、ステップ5807に
進み、エリアノイズの検出(AN検出)を行う。
進み、エリアノイズの検出(AN検出)を行う。
第9図は実施例のAN検出のフローチャートである。ス
テップ5901ではエリアカウンタACの内容を調べる
。最初はAC=Oであるから、ステップ5911に進み
、レジスタPA、BAに夫々レジスタKP、KBの内容
をセットする。
テップ5901ではエリアカウンタACの内容を調べる
。最初はAC=Oであるから、ステップ5911に進み
、レジスタPA、BAに夫々レジスタKP、KBの内容
をセットする。
第8図に戻り、ステップ5808ではエリアカウンタA
Cを調べる。まだAC=15ではないから、ステップ5
814でACに+1し、ステップ5802に戻る。
Cを調べる。まだAC=15ではないから、ステップ5
814でACに+1し、ステップ5802に戻る。
第9図に戻り、次にこの処理に入力した時は、AC=
1である。制御はステップ5904に進み、レジスタP
a、Baに夫々レジスタKP。
1である。制御はステップ5904に進み、レジスタP
a、Baに夫々レジスタKP。
KBの内容をセットする。これで、AC=Oのピークボ
トムPA、BAとAC= 1のピークボトムPII、B
Bが出揃った。ステップ5905では演算(pA−p8
)を行い、(PA −PR) <。
トムPA、BAとAC= 1のピークボトムPII、B
Bが出揃った。ステップ5905では演算(pA−p8
)を行い、(PA −PR) <。
の時はpHが高いので、ステップ5907に進み、外部
メモリ25のp (c)にPBの内容をセットする。こ
こで(C)はエリアカウンタACが指すアドレスである
。また(PA P!l)≧Oの時はPAが高いので、
ステップ5906に進み、p (c)にPAの内容をセ
ットする。同様にして、ステップ5908では演算(B
A−B11)を行い、(BA −Ba )>0の時はB
aが低いので、ステップ5910に進み、外部メモリ2
5のB (C)にBaの内容をセットする。また(BA
−BB )≦0の時はBAが低いので、ステップ590
9に進み、B (C)にBAの内容をセットする。
メモリ25のp (c)にPBの内容をセットする。こ
こで(C)はエリアカウンタACが指すアドレスである
。また(PA P!l)≧Oの時はPAが高いので、
ステップ5906に進み、p (c)にPAの内容をセ
ットする。同様にして、ステップ5908では演算(B
A−B11)を行い、(BA −Ba )>0の時はB
aが低いので、ステップ5910に進み、外部メモリ2
5のB (C)にBaの内容をセットする。また(BA
−BB )≦0の時はBAが低いので、ステップ590
9に進み、B (C)にBAの内容をセットする。
こうして、次にこの処理に入力したときは、ACは2以
上である。制御はステップ5903に進み鵡レジスタP
a、Baの内容を夫々レジスタPA、BAにシフトイン
する。ステップ5904ではレジスタPa、Baに夫々
レジスタKP。
上である。制御はステップ5903に進み鵡レジスタP
a、Baの内容を夫々レジスタPA、BAにシフトイン
する。ステップ5904ではレジスタPa、Baに夫々
レジスタKP。
KBの内容をセットする。これで、AC= 1のピーク
ボトムPA、BAとAC=2のピークボトムP、、B1
0が出揃った。以下、同様にしてエリアノイズP (1
5)、B (15)までを検出する。
ボトムPA、BAとAC=2のピークボトムP、、B1
0が出揃った。以下、同様にしてエリアノイズP (1
5)、B (15)までを検出する。
第8図に戻り、ステップ3808でAC= 15を判別
すると、ステップ5809に進み、ベースノイズBHに
(PJ BJ)のうち最小のものをセットする。これ
が検出したベースノイズBMである。ここでjはO〜1
5である。ステップ5810では(PJ −BJ )の
内(BN+C3)を越えるものがあるか否かを判別する
。ここで03は第3の所定値であり、例えば(BN十〇
3)=100mmHgである。該判別がNOなら処理を
抜ける。またYESの時は、ベースノイズの検出中にコ
ロトコフ音に相当する信号が存在したことを示し、ゴム
球44による初期加圧の不足である。制御はステップ5
811に進み、もはや最高血圧SYSの測定は行えない
から、DIAFに1をセットし、さらにステップ581
2に進み、表示器LCD29の最高血圧SYSの表示部
に、優先的に、 −一一一一”を表示する。この場合は
、第7図の処理にはD I AF= 1の状態でステッ
プ5703に入力するが、このまま測定を継続すれば、
最高血圧SYSの測定は無視して最低血圧DIAの測定
のみを行うことができる。
すると、ステップ5809に進み、ベースノイズBHに
(PJ BJ)のうち最小のものをセットする。これ
が検出したベースノイズBMである。ここでjはO〜1
5である。ステップ5810では(PJ −BJ )の
内(BN+C3)を越えるものがあるか否かを判別する
。ここで03は第3の所定値であり、例えば(BN十〇
3)=100mmHgである。該判別がNOなら処理を
抜ける。またYESの時は、ベースノイズの検出中にコ
ロトコフ音に相当する信号が存在したことを示し、ゴム
球44による初期加圧の不足である。制御はステップ5
811に進み、もはや最高血圧SYSの測定は行えない
から、DIAFに1をセットし、さらにステップ581
2に進み、表示器LCD29の最高血圧SYSの表示部
に、優先的に、 −一一一一”を表示する。この場合は
、第7図の処理にはD I AF= 1の状態でステッ
プ5703に入力するが、このまま測定を継続すれば、
最高血圧SYSの測定は無視して最低血圧DIAの測定
のみを行うことができる。
また、上述した如く、使用者は測定の途中で再加圧する
ことも可能である。
ことも可能である。
[発明の効果]
以上述べた如く本発明によれば、脈波信号の振幅にバラ
ツキが生じても、最高血圧又は最低血圧の位置を正確に
特定でき、この種の電子血圧計の信頼性が格段に向上す
る。
ツキが生じても、最高血圧又は最低血圧の位置を正確に
特定でき、この種の電子血圧計の信頼性が格段に向上す
る。
第1図は実施例の電子血圧計のブロック構成図、
第2図は実施例の電子血圧計の外観図、第3図は実施例
のオシロメトリック測定を含むメイン処理のフローチャ
ート、 第4図は実施例の加圧検出の詳細を示すフローチャート
、 第5図は実施例の脈波検出のフローチャート、第6図は
実施例のオシロメトリック解析のフローチャート、 第7図は実施例のゲート無しに音測定のフローチャート
、 第8図は実施例のBN検出のフローチャート、第9図は
実施例のAN検出のフローチャート、第10図は実施例
のに音サンプリング割込処理のフローチャート、 第11図(A)〜(C)は実施例の加圧検出の方法を説
明する図、 第12図は実施例の脈波検出及びゲート有りに音測定の
方法を説明する図、 第13図(A)〜(D)は実施例のオシロメトリック解
析を説明する図、 第14図は実施例のウィンドウ内のノイズレベルの計測
方法を説明する図、 第15図は実施例のベースノイズ(BN)検出の方法を
説明する図である。 図中、10・・・本体部、11・・・充電池、12・・
・電源コントロール、13・・・電源スィッチ、14・
・・基準発振部、15・・・モードスイッチ、16・・
・フィルタアンプ、17・・・基準電源部、18・・・
圧力検出部、19・・・アンプ、20・・・マイクロプ
ロセッサ部(LSIC) 21・・・A/D変換部、
22・・・制御部、23・・・コロトコフ音/脈波認識
部、24・・・表示駆動部、25・・・外部メモリ、2
6・・・A/D変換部、27・・・駆動部、28・・・
排気バルブ、29・・・表示器(LCD)、30・・・
ブザー 31・・・スタートスイッチ、40・・・加圧
部、41・・・カフ、42・・・定速(低速)排気バル
ブ、43・・・手動排気バルブ、43a・・・ツマミ、
43b・・・全開スイッチ、44・・・ゴム球、51・
・・マイクロフォン、60・・・充電器、70・・・管
である。 第6 図 第9図 第10図 第12図 を 第13図(A) YS 第13 図(C) 248− 」−一 YS 第13図(8) 「 IA 第13図(D)
のオシロメトリック測定を含むメイン処理のフローチャ
ート、 第4図は実施例の加圧検出の詳細を示すフローチャート
、 第5図は実施例の脈波検出のフローチャート、第6図は
実施例のオシロメトリック解析のフローチャート、 第7図は実施例のゲート無しに音測定のフローチャート
、 第8図は実施例のBN検出のフローチャート、第9図は
実施例のAN検出のフローチャート、第10図は実施例
のに音サンプリング割込処理のフローチャート、 第11図(A)〜(C)は実施例の加圧検出の方法を説
明する図、 第12図は実施例の脈波検出及びゲート有りに音測定の
方法を説明する図、 第13図(A)〜(D)は実施例のオシロメトリック解
析を説明する図、 第14図は実施例のウィンドウ内のノイズレベルの計測
方法を説明する図、 第15図は実施例のベースノイズ(BN)検出の方法を
説明する図である。 図中、10・・・本体部、11・・・充電池、12・・
・電源コントロール、13・・・電源スィッチ、14・
・・基準発振部、15・・・モードスイッチ、16・・
・フィルタアンプ、17・・・基準電源部、18・・・
圧力検出部、19・・・アンプ、20・・・マイクロプ
ロセッサ部(LSIC) 21・・・A/D変換部、
22・・・制御部、23・・・コロトコフ音/脈波認識
部、24・・・表示駆動部、25・・・外部メモリ、2
6・・・A/D変換部、27・・・駆動部、28・・・
排気バルブ、29・・・表示器(LCD)、30・・・
ブザー 31・・・スタートスイッチ、40・・・加圧
部、41・・・カフ、42・・・定速(低速)排気バル
ブ、43・・・手動排気バルブ、43a・・・ツマミ、
43b・・・全開スイッチ、44・・・ゴム球、51・
・・マイクロフォン、60・・・充電器、70・・・管
である。 第6 図 第9図 第10図 第12図 を 第13図(A) YS 第13 図(C) 248− 」−一 YS 第13図(8) 「 IA 第13図(D)
Claims (8)
- (1)オシロメトリツク法により血圧を判定する血圧判
定方法であつて、 脈波信号の最大振幅に基づいて血圧判定のための閾値を
設定し、 順に脈波信号を検索して、前記閾値を境としてその振幅
と前記閾値との大小の変化を検出し、該変化後の最初の
脈波信号がノイズか否かを、該最初の脈波信号に続く少
なくとも2つの脈波信号の振幅に基づいて判断し、 該判断により最高血圧又は最低血圧に対応する脈波信号
を判定することを特徴とするオシロメトリツク法におけ
る血圧判定方法。 - (2)前記ノイズか否かの判断は、前記最初の脈波信号
と次の脈波信号との振幅の差分と、前記最初の脈波信号
と更にその次の脈波信号との振幅の前記閾値との関係と
、前記次の脈波信号と前記更にその次の脈波信号との振
幅の差分とに基づいて行われることを特徴とする請求項
第1項記載のオシロメトリツク法における血圧判定方法
。 - (3)オシロメトリツク法により血圧を判定する電子血
圧計において、 脈波信号の振幅を検出する検出手段と、 前記検出した脈波信号の最大振幅に基づいて最高血圧判
定のための第1の閾値を設定する設定手段と、 カフ圧力値の高い方から順に脈波信号を検索して、その
振幅が前記第1の閾値を最初に上回る脈波信号を検出し
、その次の脈波信号の振幅が前記第1の閾値を最初に上
回る該脈波信号の振幅より所定値小さい第2の閾値を越
えている状態を判別した時は、前記第1の閾値を最初に
上回つた脈波信号に対応するカフ圧を以つて最高血圧と
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。 - (4)前記判定手段は、前記次の脈波信号の振幅が前記
第1の閾値を最初に上回る該脈波信号の振幅より所定値
小さい第2の閾値を越えていない状態を判別した場合は
、更にその次の脈波信号の振幅が前記第1の閾値を上回
つていることを確認し、かつ前記次の脈波信号と前記更
にその次の脈波信号との振幅の差分が第3の閾値以上で
ある時に、前記第1の閾値を最初に上回つた脈波信号に
対応するカフ圧を以って最高血圧と判定することを特徴
とする請求項第3項記載の電子血圧計。 - (5)オシロメトリツク法により血圧を判定する電子血
圧計において、 脈波信号の振幅を検出する検出手段と、 前記検出した脈波信号の最大振幅に基づいて最高血圧判
定のための第1の閾値を設定する設定手段と、 最大振幅ポイントより順にカフ圧の高い方に脈波信号の
振幅を検索して、前記第1の閾値を最初に下回る脈波信
号を検出し、その次の脈波信号の振幅が前記第1の閾値
を最初に下回る該脈波信号の振幅より所定値大きい第2
の閾値を越えていない状態を判別した時は、前記第1の
閾値を最初に下回つた脈波信号の1つ前の脈波信号に対
応するカフ圧を以つて最高血圧と判定する判定手段を備
えることを特徴とする電子血圧計。 - (6)前記判定手段は、前記次の脈波信号の振幅が前記
第1の閾値を最初に下回る該脈波信号の振幅より所定値
大きい第2の閾値を越えている状態を判別した場合は、
更に次の脈波信号の振幅が前記第1の閾値を下回つてい
ることを確認し、かつ前記次の脈波信号と前記更にその
次の脈波信号との振幅の差分が第3の閾値以上である時
は、前記第1の閾値を最初に下回つた1つ前の脈波信号
に対応するカフ圧を以つて最高血圧と判定することを特
徴とする請求項第5項記載の電子血圧計。 - (7)オシロメトリツク法により血圧を判定する電子血
圧計において、 脈波信号の振幅を検出する検出手段と、 前記検出した脈波信号の最大振幅に基づいて最低血圧判
定のための第1の閾値を設定する設定手段と、 最大振幅ポイントより順にカフ圧の低い方に脈波信号を
検索して、その振幅が前記第1の閾値を最初に下回る脈
波信号を検出し、その次の脈波信号の振幅が前記第1の
閾値を最初に下回る該脈波信号の振幅より所定値大きい
第2の閾値を越えていない状態を判別した時は、前記第
1の閾値を最初に下回つた1つ前の脈波信号に対応する
カフ圧を以つて最低血圧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。 - (8)前記判定手段は、前記次の脈波信号の振幅が前記
第1の閾値を最初に下回る脈波信号の振幅より所定値大
きい第2の閾値を越えている状態を判別した場合は、更
に次の脈波信号が前記第1の閾値を下回つていることを
確認し、かつ前記次の脈波信号と前記更にその次の脈波
信号との振幅の差分が第3の閾値以上である時は、前記
第1の閾値を最初に下回つた1つ前の脈波信号に対応す
るカフ圧を以つて最低血圧と判定することを特徴とする
請求項第7項記載の電子血圧計。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2073676A JPH03272734A (ja) | 1990-03-23 | 1990-03-23 | オシロメトリック法における血圧判定方法及び電子血圧計 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2073676A JPH03272734A (ja) | 1990-03-23 | 1990-03-23 | オシロメトリック法における血圧判定方法及び電子血圧計 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH03272734A true JPH03272734A (ja) | 1991-12-04 |
Family
ID=13525069
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2073676A Pending JPH03272734A (ja) | 1990-03-23 | 1990-03-23 | オシロメトリック法における血圧判定方法及び電子血圧計 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH03272734A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH06189918A (ja) * | 1992-09-23 | 1994-07-12 | Samsung Electron Co Ltd | 電子血圧計及びその最大脈波振幅値判定方法 |
Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6272316A (ja) * | 1985-09-25 | 1987-04-02 | 松下電工株式会社 | 電子血圧計 |
-
1990
- 1990-03-23 JP JP2073676A patent/JPH03272734A/ja active Pending
Patent Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6272316A (ja) * | 1985-09-25 | 1987-04-02 | 松下電工株式会社 | 電子血圧計 |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH06189918A (ja) * | 1992-09-23 | 1994-07-12 | Samsung Electron Co Ltd | 電子血圧計及びその最大脈波振幅値判定方法 |
JP2719304B2 (ja) * | 1992-09-23 | 1998-02-25 | 三星電子株式会社 | 電子血圧計及びその最大脈波振幅値判定方法 |
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