JPH0479655B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 (イ) 産業上の利用分野 この発明は、電子血圧測定装置、特に脈波振幅
を検出して血圧を測定する電子血圧測定装置に関
する。

(ロ) 従来の技術 従来より知られている血圧測定技術には、非観
血的なものとして、リバロツチ・コロトコフ法に
よるものがある。このリバロツチ・コロトコフ法
を採用した電子血圧測定装置では、カフを腕に巻
き、カフを加圧して、血流を阻止した後、徐々に
圧力を減じてゆき、やがて血液が流れ始め、血管
音（コロトコフ音）が発生し、さらに減圧してゆ
くとコロトコフ音が消滅する。このコロトコフ音
の発生を開始する時のカフ圧を最高血圧と決定
し、コロトコフ音が消滅する時点のカフ圧を最低
血圧と決定して血圧を測定するようにしている。

また従来の他の血圧測定技術に、観血的なもの
として、カニユーレを動脈に挿入するものがあ
る。

(ハ) 発明が解決しようとする問題点 上記した従来の血圧測定技術のうち、リバロツ
チコロトコフ法採用の電子血圧測定装置では、得
られるコロトコフ音は、微小信号であり、また周
波数帯域が30Hz〜150Hz位である。この周波数帯
域は外来雑音や振動雑音で発生し易いものであ
り、これら雑音が誤検出の原因となり、結果とし
て血圧測定誤差を生じる場合がしばしばあるとい
う問題があつた。

また、直接法による血圧測定は、動脈圧が、生
理食塩水で満たされたカニユーレで外体血圧トラ
ンスジユーサに伝達されるが、カニユーレの長さ
や、気泡の混入、また血圧トランスジユーサの零
点ドリフト等は血圧の誤差となる。これらの誤差
は取扱いによつて低減することが可能なものであ
るが、それは熟練と慎重さを必要とするものであ
り、測定にかなりの技能を必要とする。また、直
接法には、被測定者に苦痛や不快感、精神的緊張
を与えたり、血管痛や菌感染のおそれがあるとい
う重大な欠点があつた。

この発明は、上記に鑑み、被測定者に苦痛や不
快感を与えることなく、しかも外来雑音、振動雑
音等の影響を受けにくい電子血圧測定装置を提供
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測定装置はカフと、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、圧力センサよりの信号を直流増幅する増
幅手段と、前記信号中に含まれる交流成分を脈波
成分として抽出する帯域フイルタ手段と、前記脈
波成分の個々の振幅値を抽出する手段と、抽出さ
れた振幅値の相隣接するものの差分を演算する１
次差分値演算手段と、その１次差分値の包絡線が
零レベルと交差する点、あるいはその近傍に対応
するカフ圧を平均血圧とする平均血圧決定手段
と、相隣接する１次差分値のさらに差分を演算す
る２次差分値演算手段と、前記１次差分値の包絡
線が零レベルと交差する点より高カフ圧側で前記
２次差分値が極大値をとる点あるいはその近傍に
対応するカフ圧を最高血圧とする最高血圧決定手
段と、前記１次差分値の包絡線が零レベルと交差
する点より低カフ圧側で前記２次差分値が極大値
をとる点あるいはその近傍に対応するカフ圧を最
低血圧とする最低血圧決定手段とから構成されて
いる。

この電子血圧測定装置では、圧力センサ出力が
増幅されて、カフ圧が得られ、また圧力センサの
出力信号の脈波成分が帯域フイルタ手段で抽出さ
れ、この脈波成分の個々の振幅値が抽出され、こ
れら振幅値の相隣接するものの差分即ち１次差分
値が算出される。そしてその１次差分値の包絡線
が零レベルと交差する点、あるいはその近傍に対
応するカフ圧が求められ、このカフ圧が平均血圧
とされる。次に相隣接する１次差分値のさらに差
分、即ち２次差分値が算出され、さらに、前記１
次差分値の包絡線が零レベルと交差する点より高
カフ圧側で前記２次差分値が極大値をとる点ある
いはその近傍に対応するカフ圧が求められ、この
カフ圧が最高血圧とされる。また前記１次差分値
の包絡線が零レベルと交差する点より低カフ圧側
で前記２次差分値が極大値をとる点あるいはその
近傍に対応するカフ圧が求められ、このカフ圧が
最低血圧と決定される。

血圧決定に使用される脈波成分は、周波数帯域
が１Hz〜10Hzと非常に低周波であるため、ほとん
ど外来雑音や振動雑音が混入しない。

(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２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１は、腕に
巻回するためのゴム袋であつて、圧力系２を構成
する排気弁３及び加圧ポンプ４にゴム管５により
連通されている。また、圧力センサ６も、ゴム管
５によりカフ１に連通され、カフ圧を電気信号に
変換する。圧力センサ６の出力端は増幅器７の入
力端に接続され、圧力センサ６の出力電気信号、
すなわちカフ圧信号は、増幅器７で直流増幅され
る。増幅器７の出力端はＡ／Ｄ変換器８の入力の
一部に接続されるとともに、帯域フイルタ９の入
力端に接続されている。Ａ／Ｄ変換器８の出力端
はCPU１０に接続され、増幅器７の出力と帯域
フイルタ９の出力がそれぞれＡ／Ｄ変換器８でデ
ジタル信号に変換されてCPU１０に取り込まれ
るようになつている。

CPU１０は内蔵のプログラムにしたがつた所
定の処理を実行し、最高血圧、最低血圧等の血圧
値を決定する機能を有し、その決定した血圧値は
表示部１１に表示される。

またCPU１０は、図示しない測定開始キーが
操作されると指令ａにより、加圧ポンプ４の作動
を開始させ、カフ１を加圧するようになつてお
り、指令ｂにより排気弁３の排気量を制御する。
また増幅器７よりのカフ圧、帯域フイルタ９より
の脈波成分は、指令ｃ、ｄによる所定のサンプリ
ング周期で読み込まれる。

この電子血圧計で、カフ１を腕に巻き、測定開
始キーを操作して加圧ポンプ４を作動させて、カ
フ１を所定の圧力まで加圧し、その後、加圧ポン
プ４の作動を止めて排気弁を微速排気すると、カ
フ圧は徐々に低下し、圧力センサ６の出力信号は
第３図ａに示す通りとなり、帯域フイルタ９の出
力、すなわち増幅Ａ／Ｄ変換器７の出力より脈波
成分のみを抽出したものは第３図ｂに示すように
なる。

CPU１０は、後述するフローに従い、検出さ
れるカフ圧と脈波ピーク値とにより平均血圧、最
高血圧及び最低血圧を決定する。次にその処理動
作を第４図のフローチヤートにより説明する。

先ず、測定開始キーが押されて、動作がスター
トすると、指令ａにより加圧ポンプ４が作動を開
始し〔ステツプST（以下STと略す）１〕、測定に
十分なカフ圧となるまで、カフ１が加圧される
（ST2）。そしてカフ圧が所定のカフ圧に達する
と、加圧ポンプ４の作動を停止し、加圧停止する
（ST3）とともに指令ｂにより排気弁３を微速排
気し、減圧を開始する（ST4）。そして指令ｃに
よりT1（例：100msec）毎に、増幅器７の出力、
すなわちカフ圧をＡ／Ｄ変換器８でＡ／Ｄ変換し
て取り込む（ST5）。同様にして指令ｄによりT1
（例：10msec）毎に、帯域フイルタの出力、すな
わち脈波成分をＡ／Ｄ変換器８でＡ／Ｄ変換して
取り込む（ST6）。

次に、Ａ／Ｄ変換された脈波の離散的データの
１ポイント毎に微分演算を行う（ST7）。この微
分演算式は、 ただし ｎ＝１、２、３、… ｋは正規化定数（ｋ＝110） ｆ（ｎ）は原データ、ｍとしては５が使用
される。

である。

以上のようにして得られる微分演算後の波形
と、微分前の脈波波形を第５図に示している。同
図ａは微分波形であり、同図ｂは脈波波形であ
る。

次に微分脈波の最大値抽出処理を行う。すなわ
ちST7の微分演算に続いて、微分脈波最大値検出
済みか否か判定し（ST8）、検出されるまで微分
脈波最大値検出（ST9）を行う。この処理は現時
点の微分値と、それまでの最高値とを比較し、現
時点の値の方が大きい場合は、これを更新し、そ
してその値が一定時間に（たとえば３秒）、更新
されないと、その値を微分脈波最大値とする。そ
れゆえ、微分値が更新されて上記一定時間を経な
い間は、ST10の微分脈波最大値検出かの判定は
NOであり、ST5にリターンし、微分脈波最大値
検出処理が実時間処理で繰り返される。微分脈波
最大値が検出されると、ST10の判定がYESとな
り、その微分脈波最大値が記憶される（ST11）。
そしてまた、ST5にリターンするが、今度はST8
の微分脈波最大値検出済みかの判定がYESとな
るので、次にST12に移り、脈波分割処理が行わ
れる。

この脈波分割処理は、ST9で抽出された微分脈
波最大値α％（α：10〜20）をスレツシヨルドレ
ベルとし、このレベルと微分脈波上昇曲線との交
点を求め、その交点に対応する脈波波形上の点を
分割点とする。第６図に示すTHラインがスレツ
シヨルドレベルであり、ｄ１，ｄ２，ｄ３，…が
分割点である。

この脈波分割によつて得られる各区間毎に脈波
の最大値が検出される（ST13）。この脈波の最大
値を脈波ピークとする。そして各分割区間毎に得
られる脈波ピークの中の最大値を検出する。この
脈波最大値ピーク値検出は、それまでの脈波ピー
ク値と今回脈波ピーク値を比較し、今回脈波ピー
ク値が大きい場合に、その大きな脈波ピーク値に
更新記憶し、その後所定時間以上、更新されない
と、その脈波ピーク値を脈波最大ピーク値として
記憶する（ST17）。

脈波最大ピーク値が、記憶されると、ST14の
脈波最大ピーク検出済みかの判定がYESとなり、
続いて脈波ピークが最大ピークのβ％（β：40〜
60）以下か否か判定する（ST18）。β％以下でな
い場合は、ST5にリターンし、カフ圧Ａ／Ｄ変換
器（ST5）、脈波Ａ／Ｄ変換器（ST6）、脈波ピー
ク検出（ST14）等の処理が繰り返される。

脈波ピークが、最大ピークのβ％以下になると
ST18の判定がYESとなり、この状態はすでに測
定に必要な脈波ピーク値が測定された状態を意味
し、続いてCPU１０から排気弁３に指令ｂが出
力される。これにより排気弁３が急速排気に移る
（ST19）。

以上でカフ圧の減圧過程における脈波の微分演
算、脈波ピーク検出等の実時間処理が終了する。
そして以後、この実時間処理によつて得られた脈
波ピーク値に所定の演算処理を実行して平均血
圧、最高血圧及び最低血圧の血圧決定処理に移る
ことになる。以下、続いてこれら血圧決定処理の
手順について説明する。

急速排気後、まず脈波ピークP′p(n)のデータ列
に対して隣接データの差分を演算する。ここでデ
ータ列をP′p＊(n)とすると演算は、P′p＊(n)＝P′p
（ｎ＋１）−P′p(n)となる。つまり、脈波ピーク値
の１次差分を演算することになる（ST20）。次に
演算された脈波ピーク１次差分の包絡線とゼロレ
ベルとの交点を検出する（ST21）。ここでカフ圧
の所定値からの減圧過程と、その減圧過程で得ら
れる脈波ピーク列は、それぞれ第１図に示すａ，
ｂとなる。脈波ピーク列はｂに示すように、カフ
圧が大きい時は、当初脈波ピークの振幅が小さ
く、段々大きくなつて、やがて最大ピークとな
り、その後又カフ圧の減圧とともにピーク値も減
少していくことが示されている。従つて脈波ピー
クの１次差分も第１図ｃに示すように、脈波ピー
ク１次差分の包絡線とゼロレベルの交点がちよう
ど脈波ピークの最大振幅の所に相当し、それより
も高カフ圧側、すなわち図でいえば、左側の場合
には、カフ圧が低下する程、ピーク値が大となる
ので一般にP′p＊(n)は正の値をとり、逆に脈波ピ
ーク１次差分包絡線とゼロレベルとの交点より右
側の脈波ピーク１次差分値は、脈波ピークが最大
値よりもさらに減圧側、つまり低圧側となるとピ
ーク値も減少しているため、P′p＊(n)は、負の値
をとることにる。また、この１次差分値の包絡線
とゼロレベルの交点に対応するカフ圧は、脈波ピ
ークの最大振幅に相当する点でもあり、従つてこ
の脈波ピーク１次差分値の包絡線とゼロレベルが
交差する点に対応するカフ圧を平均血圧とするこ
とができる。

この交点は、脈波ピーク１次差分のデータ列
P′p＊(n)をチエツクすることにより、この交差点
に最も近い正負の２点を最も容易に検出でき、こ
の２点を通る直線方程式は、初等数学により容易
に求めることができる。従つてこの直線がゼロと
なる点も求まる。故に、ゼロ交差点を厳密に求め
ることができ、このゼロ交差点より平均血圧を決
定することができる。交点検出後、さらに得られ
た脈波ピークを１次差分値の隣接する差分値間の
差分を演算し、脈波ピークの２次差分値を演算す
る（ST22）。

今、２次差分値のデータ列P′p2＊(n)とすると、
P′p2＊(n)＝P′p＊（ｎ＋１）−P′p＊(n)よりこの演
算を続行し、脈波ピーク２次差分値を求めること
になる。この脈波ピーク２次差分値P′p2＊(n)を
第１図のカフ圧に対して対応させて図示すると、
第１図のｄに示す通りとなり、続いて脈波ピーク
２次差分値の高カフ圧側の最大値を検出する
（ST23）と共に、低カフ圧側の脈波ピーク２次差
分値の最大点も検出する（ST24）。

この高カフ圧側脈波ピークの２次差分値最大点
に対応するカフ圧は、最高血圧に対応し、逆に低
カフ圧側脈波ピークの２次差分値の最大点に対応
するカフ圧は最低血圧に相当する。従つて以上の
処理により、脈波ピークの１次差分値の包絡線と
ゼロレベル点の交差する点に対応するカフ圧を平
均血圧と決定し、同交差点より高カフ圧側の脈波
ピーク２次差分値の最大値に対応するカフ圧を最
高血圧と決定し、さらに交差点よりも低カフ圧側
の脈波ピーク２次差分値最大点に対応するカフ圧
を最低血圧と決定する（ST25）。そしてこの最
高、最低、平均の各血圧が表示部１１に表示され
ることになる。以上のようにしてカフ圧と脈波か
ら各血圧を測定することができる。尚、上記アル
ゴリズムにもとづいて決定し、得られた最高、最
低、平均の各血圧値は、コロトコフ音により得ら
れる血圧測定値と略一致することが確認されてい
る。

(ヘ) 発明の効果 この発明の電子血圧測定装置によれば、従来の
電子血圧測定装置と相違してカフ圧とカフ圧内の
振動である脈波の振幅情報を利用して血圧測定を
なすものであるから、この脈波の周波数帯域は１
Hz〜10Hzと非常に低い周波数であるため、その帯
域のフイルタを設けることにより、ほとんど外来
雑音や振動雑音が除去でき、混入が防止されるの
で脈波の振幅情報は、何らひずむことなく演算処
理手段により演算が可能であり、雑音の多発する
環境下においても正確な血圧測定をなすことがで
きる。特に、血圧決定は、雑音成分を含まない脈
波の１次差分、２次差分にもとづいてそれぞれ求
められるものであるから比較的簡易、正確な処理
により測定をなすことができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、この発明の電子血圧測定装置の概要
を説明するための図であつて、第１図ａはカフ圧
の減圧過程を示す図、第１図ｂは同減圧過程にお
ける脈波ピーク列を示す図、第１図ｃは、同脈波
ピークの１次差分値列を示す図、第１図ｄは、同
脈波ピークの２次差分値列を示す図、第２図はこ
の発明が実施される電子血圧計のブロツク図、第
３図ａ，ｂは同電子血圧計におけるカフ圧の減圧
過程で得られるカフ圧の変化と、脈波振幅の変化
を示す図、第４図は同電子血圧計の動作フロー
図、第５図ａ，ｂは同電子血圧計の微分脈波波形
と脈波波形を示す波形図、第６図ａ，ｂは同電子
血圧計における脈波分割を説明するための微分脈
波波形と脈波波形を示す波形図である。 １：カフ、２：圧力系、６：圧力センサ、７：
増幅器、８：Ａ／Ｄ変換器、９：帯域フイルタ、
１０：CPU、１１：表示部。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 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、圧力センサよりの信
   号を直流増幅する増幅手段と、前記信号中に含ま
   れる交流成分を脈波成分として抽出する帯域フイ
   ルタ手段と、前記脈波成分の個々の振幅値を抽出
   する手段と、抽出された振幅値の相隣接するもの
   の差分を演算する１次差分値演算手段と、その１
   次差分値の包絡線が零レベルと交差する点、ある
   いはその近傍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、相隣接する１次差分値のさ
   らに差分を演算する２次差分値演算手段と、前記
   １次差分値の包絡線が零レベルと交差する点より
   高カフ圧側で前記２次差分値が極大値をとる点あ
   るいはその近傍に対応するカフ圧を最高血圧とす
   る最高血圧決定手段と、前記１次差分値の包絡線
   が零レベルと交差する点より低カフ圧側で前記２
   次差分値が極大値をとる点あるいはその近傍に対
   応するカフ圧を最低血圧とする最低血圧決定手段
   とからなる電子血圧測定装置。