JPH0355128B2

JPH0355128B2 -

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Publication number: JPH0355128B2
Application number: JP59242054A
Authority: JP
Priority date: 1984-11-15
Filing date: 1984-11-15
Publication date: 1991-08-22
Also published as: JPS61119243A

Description

【発明の詳細な説明】 (イ) 産業上の利用分野この発明は、電子血圧計、特に振動法採用の電
子血圧計に関する。

(ロ) 従来の技術一般に、カフを上腕に巻き、最高血圧を越える
まで加圧した後、減圧してゆくと、カフ圧が動脈
拍動に伴い規則的に継続する振動（脈波）を生じ
る。そして、この脈波は、減圧過程で当初は振幅
が小さく、徐々に大きくなり、最大振幅を経た
後、今度は徐々に小さくなつていく。このカフ圧
と脈波振幅の間に相関があり、最大振幅に対応す
るカフ圧が平均血圧、振幅が急に立上がる点のカ
フ圧が最高血圧、振幅が急に立下がる点のカフ圧
が最低血圧に相当することが知られており、この
原理を利用して血圧測定を行うのが振動法による
電子血圧計である。

それゆえ、振動法採用の電子血圧計では、先
ず、所定値まで加圧したカフ圧の減圧過程での、
変化する脈波振幅を検出する必要がある。

この脈波振幅の変化を検出するのに、従来は、
脈波の１拍毎の振幅（最大値と最低値の差）を連
続的に検出している。このため、脈波信号を１拍
毎に区切る操作（脈波区切）を行つていた。この
脈波区切を第７図を参照して説明する。脈波信号
が圧力センサ、帯域フイルタ等を通してMPU（マ
イクロコンピユータ）に取り込まれると、MPU
は計算処理により脈波信号〔第７図ａ〕を微分す
る。この微分された脈波信号を第７図ｂに示して
いる。この微分脈波信号に対し、スレツシヨルド
レベルTHを設定しておき、微分脈波信号の増加
過程で、微分脈波信号がスレツシヨルドレベル
THと交叉する点〔第７図ｂのA₁，A₂，A₃…〕
を脈波の区切点〔第７図ａのB₁，B₂，B₃…〕と
している。そして隣接する区切点間B₁〜B₂、B₂
〜B₃、B₃〜B₄…における脈波の最大値と最小値
の差H₁，H₂，H₃…を求め、１拍についての脈波
振幅値を得るようにしている。

(ハ) 発明が解決しようとする問題点上記のような脈波区切を行うと、一応、各脈波
毎の脈波振幅を検出できる。しかし脈波区切は、
実際の処理過程では、諸要因による様々な不都合
が生じ、その不都合を回避するために、特別の処
理を施す必要があり、MPU内のROM上のプロ
グラムが増大するという問題があつた。

例えば、第８図ａに示すような病的脈波の場
合、微分脈波信号が第８図ｂに示すように、スレ
ツシヨルドレベルTHと交叉する点が１拍中に２
箇所現れることになり、１拍中の脈波振幅の算出
が困難となる。また、正常な脈波でも、脈波の絶
対的な大きさは個人によつて相違し、一般に脈波
の大きい人の最大脈波振幅は、脈波の小さい人の
実用範囲での最小振幅の少なくとも４〜５倍にな
り、上記スレツシヨルドレベルTHを単一値にし
たのでは、脈波区切を行えない場合がある。

従つて、あらゆる脈波信号について正常な脈波
区切を行うには、本来的な脈波区切処理以外に、
不具合に対応する多くの補助的処理が必要とな
り、これら補助的処理を付加することにより、
ROM上のプログラムが増大する。そのためプロ
グラム設計、開発の困難性を大としROM、
RAMの容量が大なるものを要し、これらがコス
トアツプを生起するとともに、処理連度を低下さ
せることになる。

この発明は、上記に鑑み、簡単に脈波振幅が検
出でき、プログラムが容易、ROM、RAMが小
容量でよい電子血圧計を提供することを目的とし
ている。

(ニ) 問題点を解決するための手段及び作用この発明の電子血圧計は、第１図に概略構成を
示すように、カフ１と、このカフ１に連結され、
カフ１を加圧あるいは減圧するための圧力系２
と、カフ圧を電気信号に変換する圧力センサ３
と、この圧力センサ３の出力をカフ圧信号として
得るカフ圧検出部４と、前記圧力センサ３の出力
の脈波成分を検出する脈波検出手段５と、時間順
次の一定区間毎に前記脈波検出手段５で検出され
る脈波レベルの最高値と最低値の差値を算出する
区間差値演算手段６と、前記時間順次の区間毎の
差値とこの差値に対応するカフ圧を記憶する記憶
手段７と、前記差値データの最高値を抽出する差
値最高値抽出手段８と、抽出された差値最高値に
所定値を演算して得られる差値に対応するカフ圧
を被測定血圧とする血圧決定手段９とから構成さ
れている。

この電子血圧計において、圧力系２によりカフ
１が所定値まで加圧され、その後減圧される過程
で、そのカフ圧が圧力センサ３を経てカフ圧検出
部４で検出れる。また圧力センサ３の出力に含ま
れる脈波成分は脈波検出手段５で検出される。こ
の脈波レベルの検出は、比較的早い周期で行われ
る。また区間差値演算手段６では、時間順次の一
定区間毎に、上記脈波レベルの最高値と最低値の
差値を演算する。この区間は、第２図ａに示すよ
うに、時間ｔの経過に応じW₁，W₂，W₃…と推
移してゆくものであり、１期間は1.5秒程度に設
定される。そして各区間W₁，W₂，W₃…におけ
る算出された差値Ｈ１，Ｈ２，Ｈ３…を区間の近
似的脈波振幅として得〔第２図ｂ参照〕、この脈
波振幅と対応するカフ圧が記憶手段７に記憶され
る。このカフ圧と脈波振幅（差値）の関係は第３
図に示すようになるので、差値最高値抽出手段８
で差値の最高値を抽出し、さらにこの抽出された
差値最高値に所定値を乗算して、得られる差値に
対応するカフ圧を被測定血圧と決定する。

(ホ) 実施例以下、実施例により、この発明をさらに詳細に
説明する。

第４図は、この発明が実施される電子血圧計の
ブロツク図である。同図においてカフ１１は、腕
に巻回するためのゴム袋であつて、圧力系１２を
構成する排気弁１３及び加圧ポンプ１４に、ゴム
管１５により連通されている。また、圧力センサ
１６もゴム管１５によりカフ１１に連通され、カ
フ圧を電気信号に変換する。圧力センサ１６の出
力端は、増幅器１７の入力端に接続され、圧力セ
ンサ１６の出力電気信号は、増幅器１７で直流増
幅される。増幅器１７の出力端は、Ａ／Ｄ変換器
１８の入力の一端に接続されるとともに、帯域フ
イルタ１９の入力端に接続されている。Ａ／Ｄ変
換器１８の出力端はMPU２０に接続され、増幅
器１７の出力と帯域フイルタ１９の出力がそれぞ
れＡ／Ｄ変換器１８でデジタル信号に変換されて
MPU２０に取り込まれるようになつている。

MPU２０は、RAMやROM等のメモリを内部
に含み、ROMに記憶されるプログラムに従い、
時間順次の一定区間毎の脈波レベルの最高値と最
低値の差値の検出、区間毎の差値と差値に対応す
るカフ圧の記憶、平均血圧、最高血圧の決定、最
低血圧の決定をなす機能等を有する。決定された
血圧値は、表示部２１に表示される。MPU２０
はまた、信号ａにより加圧ポンプ１４を駆動・停
止させる制御機能及び信号ｂにより排気弁１３の
微速排気と急速排気を切替制御する機能も備えて
いる。さらにまた、増幅器１７よりのカフ圧信
号、帯域フイルタ１９よりの脈波成分は、信号
ｃ，ｄにより所定のサンプリング周期で読み込ま
れるようになつている。

なお、この電子血圧計の血圧測定原理は、脈波
の振幅情報を用いる振動法を採用しており、脈波
振幅の包絡曲線は、一般にカフの減圧過程におい
て第３図に示す形状となり、振動法はこの包絡曲
線を利用して血圧決定を行う。振動法による血圧
決定のアルゴリズムは種々あるが、この実施例電
子血圧計では、次の決定方法を採用している。

平均血圧：脈波振幅が最大となる時点のカフ圧。

最高血圧：カフ圧が平均血圧より高い領域（脈波
振幅の上昇過程）で脈波振幅が最大振幅値の50
％となる時点のカフ圧。

最低血圧：カフ圧が平均血圧より低い領域（脈波
振幅の下降過程）で脈波振幅が最大振幅値の70
％となる時点のカフ圧。

次に第５図に示すフローチヤートを参照して、
上記実施例電子血圧計の動作を説明する。

先ず、測定開始キーが押されて動作がスタート
すると、信号ａにより加圧ポンプ１４が動作を開
始し、カフ１１が加圧開始される〔ステツプST
（以下STと略す）１〕。そして、測定に十分なカ
フ圧になるまでカフ１１が加圧される（ST2）。
カフ圧が所定のカフ圧に達すると、加圧ポンプ１
４の動作を停止し、加圧停止する（ST3）ととも
に、信号ｂにより排気弁１３が微速排気となり減
圧を開始する（ST4）。そして以後、血圧測定処
理に移る。先ず、ST5で脈波振幅パラメータの算
出のために初期設定をし、続いてカフ圧、脈波デ
ータの読込み、振幅パラメータＨ(i)（差値）の算
出、血圧決定の一連の処理がST6〜ST11で行わ
れる。この一連の処理は平均血圧、最高血圧が決
定された後、最低血圧が決定可能と判断されるま
で繰り返される。

脈波振幅パラメータは、上記繰り返し処理が１
循する毎に１個算出される。そして、その時点の
カフ圧とともに、MPU２０内のRAM（メモリ）
に記憶される。

次に、ST6〜ST11の繰り返し処理の各ステツ
プについて説明する。先ず、ST6でカフ圧データ
と脈波振幅データの読込み及びパラメータＨ(i)の
算出処理が行われる。このルーチンのさらに具体
的な処理内容については後述する。

ST7では、ST6で、その時点で得られた一番後
の脈波振幅パラメータＨ(i)と、それ以前に得られ
ているパラメータH1〜Ｈ（ｉ−１）中の最大値
Hmaxとを比較し、もしＨ(i)＞Hmaxなら次に
ST8〜ST10の処理に移り、そうでないならST11
へ移る。つまり、脈波振幅包絡曲線が上昇過程に
あるときはST8〜ST10が実行され、下降過程に
あるときはST7から直接ST11に飛ぶことになる。

ST8では、今回のパラメータＨ(i)を新たな最大
値Pmaxとして、MPU２０のRAMに記憶する。
そして、このパラメータ(i)〔Hmax〕に対応する
カフ圧を平均血圧とする（ST9）。

さらに、それまでに得られた全てのパラメータ
H1〜Ｈ（ｉ−１）について、Hmaxの値の50％に
最も近いものを抽出し、そのパラメータに対応す
るカフ圧を最高血圧とする（ST10）。Hmaxの値
の50％に最も近いものが２以上ある場合は、その
うちで対応するカフ圧が平均血圧に最も近いもの
のカフ圧を最高血圧とする。

最高血圧の決定に続いて、ST11でＨ(i)＜
Hmax×0.7かの判定、つまりパラメータＨ(i)が
Hmaxの70％より小さくなつたかの判定がなされ
る。Ｈ(i)がHmaxの70％以下にならない間は、ｉ
に＋１して（ST12）、ST6にリターンし、次のパ
ラメータに関する処理に移る。上記したように
ST6〜ST12の一連の処理は、Ｈ(i)＜Hmax×0.7
となるまで、すなわち最低血圧が決定可能となる
まで繰り返されるため、ST8〜ST10で算出され
るHmax、平均血圧及び最高血圧は、何度か更新
される。もつとも、脈波振幅の包絡曲線が最大値
を超えると、Ｈ(i)がHmaxよりも小となり、ST6
の判定がNOとなりST11へ飛ぶので、ST8〜
ST10が実行されなくなり、平均血圧及び最高血
圧が最終的に決定される。

そして、脈波振幅の包絡曲線が下降過程に入る
と、ST11で、脈波振幅パラメータＨ(i)がHmax
の70％以下になつたか否か判定され、YESとな
るとST13に移り、ST6〜ST12の一連の繰り返し
処理から抜け出す。ST11の判定がNOの間、す
なわちパラメータＨ(i)がHmaxの70％以下になる
までは、ST11からST12を経てST6にリターン
し、ST6〜ST12一連の処理を繰り返す。

ST11からST13に移行した場合は、その時点の
カフ圧を最低血圧とし、（ST13）、続いて決定さ
れた平均血圧、最高血圧及び最低血圧を表示器２
１にて表示し（ST14）、さらに信号ｂにより、排
気弁１３を急速排気に切替て（ST15）、カフ１１
の圧力を低下させ、血圧測定を終了する。

ここで、上記ST6の「パラメータＨ(i)の算出」
の処理について、さらに具体的に説明する。

第６図は、パラメータＨ(i)の算出のサブルーチ
ンを示すフローチヤートである。

この処理は、時間順次に連続する一定時間区間
（この区間をウインドという）毎における脈波デ
ータの最大値と最小値との差をパラメータとして
算出するとともに、１つのウインドの終端におけ
るカフ圧を、その時点のパラメータに対応するカ
フ圧としてMPU２０のメモリに記憶するもので
ある。なお脈波データの読込みは、一定時間間隔
に行われるものとし、１ウインド内でNmax回読
込まれるとする。

第５図のメインフローチヤートにおいて、ST6
に入り、パラメータ算出ルーチンが呼出される
と、先ずST61でウインド内の最大値Pmax及び
最小値Pminを０に、データ数のカウンタＮを１
にして、各値を初期化する。次に、脈波データＰ
(n)をMPU２０内のメモリに記憶し（ST62）、こ
の脈波データＰ(n)とPminと大小関係を比較して
（ST63）、Ｐ(n)の方が小さければ、PminにＰ(n)を
更新する（ST64）。逆にPminの方が小さければ、
ST64をスキツプして、次に、Ｐ(n)とPminとの大
小関係を比較する（ST65）。Ｐ(n)の方が大きけれ
ばPmaxにＰ(n)を更新する（ST66）。逆に、
Pmaxの方が大きいと、ST66をスキツプして次
に移る。次にカウンタＮを１増加し（ST67）、Ｎ
＝Nmax＋１か判定する（ST68）。Ｎ＝Nmax＋
１であればウインド内のPmaxとPminの検索を
終了し、ST69に進む。Ｎ＜Nmaxであれば、
ST62にリターンし、ST62〜ST67の処理を繰返
し、PmaxとPminの検索がウインド終了まで続
けられる。

ST69では、Pmax−Pminを計算し、脈波デー
タの最大値と最小値の差値をパラメータＨ(i)とし
て、MPU２０のメモリに記憶する。そして、ウ
インド終端におけるカフ圧をパラメータＨ(i)に対
応するカフ圧としてメモリに記憶する（ST70）。
これでST6のサブルーチンの処理を終了し、メイ
ンルーチンにリターンする。

なお、上記実施例において、脈波を抽出するの
にハイパスフイルタを用いているが、この発明で
はこれに代えてデジタルフイルタを用いてもよ
く、また、脈波成分を含むカフ圧信号をMPU内
に取り込み、ソフト処理によりカフ圧信号と脈波
成分を分離してもよい。

(ヘ) 発明の効果この発明によれば、脈波振幅検出につき、１拍
毎の脈波振幅を、一定時間区間毎の最大値と最小
値の差で与えられるパラメータにより近似するも
のであり、脈波の１拍周期毎に振幅を求めるもの
ではないため、脈波区切処理を必要としない。そ
れゆえ、病的脈波や脈波振幅の個人差に対する複
雑な対応策が不用である。またパラメータを算出
する処理過程は、脈波区切処理を要する処理過程
に比べ、理論上大変単純であり、MPU内のプロ
グラムが簡略化・短縮化でき、必要とする
ROM、RAM等のメモリ容量を小さく出来、処
理時間も短縮できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、この発明の構成を示す概略図、第２
図は、この発明における差値算出を説明するため
の図であつて、第２図ａは、時間−脈波レベルを
示す図、第２図ｂは、各区間毎の最大値と最小値
の差値を示す図、第３図は、圧力と脈波振幅の包
絡曲線を示す図、第４図は、この発明の１実施例
を示す電子血圧計のブロツク図、第５図は、同電
子血圧計の動作フローチヤート、第６図は、同フ
ローチヤートのパラメータ算出のサブルーチンを
示すフローチヤート、第７図、第８図は、従来の
振動法採用の電子血圧計の脈波区切を説明するた
めの図であつて、第７図ａは、脈波波形例を示す
図、第７図ｂは、同脈波波形の微分波形を示す
図、第８図ａは、病的脈波波形例を示す図、第８
図ｂは、同病的脈波波形の微分波形を示す図であ
る。１：カフ、２：圧力系、３：圧力センサ、４：
カフ圧検出部、５：脈波検出手段、６：区間差値
演算手段、７：記憶手段、８：差値最高値演算手
段、９：血圧決定手段。

Claims

【特許請求の範囲】１カフと、このカフに連結され、カフを加圧あ
るいは減圧するための圧力系と、カフ圧を電気信
号に変換する圧力センサと、この圧力センサの出
力をオフ圧信号として得るカフ圧検出部と、前記
圧力センサの出力の脈波成分を検出する脈波検出
手段と、時間順次の一定区間毎に前記脈波検出手
段で検出される脈波レベルの最高値と最低値の差
値を算出する区間差値演算手段と、前記時間順次
の区間毎の差値とこの差値に対応するカフ圧を記
憶する記憶手段と、前記差値の最高値を抽出する
差値最高値抽出手段と、抽出された差値最高値に
所定値を演算して得られる差値に対応するカフ圧
を被測定血圧とする血圧決定手段とを備えたこと
を特徴とする電子血圧計。２前記血圧決定手段は、抽出された差値最高値
に対応するカフ圧を平均血圧とする平均血圧決定
手段と、前記差値最高値に所定値を演算して得ら
れる差値に対応する高カフ圧側のカフ圧を最高血
圧とする最高血圧決定手段と、前記差値最高値に
所定値を演算してて得られる差値に対応する低カ
フ圧側のカフ圧を最低血圧とする最低血圧決定手
段とからなるものである特許請求の範囲第１項記
載の電子血圧計。