JPH05220119A - 患者に対する歩行用モニタシステム - Google Patents

患者に対する歩行用モニタシステム

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JPH05220119A
JPH05220119A JP4312681A JP31268192A JPH05220119A JP H05220119 A JPH05220119 A JP H05220119A JP 4312681 A JP4312681 A JP 4312681A JP 31268192 A JP31268192 A JP 31268192A JP H05220119 A JPH05220119 A JP H05220119A
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Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【目的】 患者の所定の診断パラメータを測定し記憶す
るため患者に対する歩行用モニタシステムを提示。 【構成】 システム１００の携帯部１０２に選択的に接
続できるパーソナルコンピュータがありＥＣＧモニタユ
ニット１１０と血圧モニタユニット２１０のような１つ
以上のモニタモジュールがある。ＥＣＧモニタユニット
と血圧モニタユニットとが平行の関係にしかも光インタ
ーフェイス５０、２５４と光学的な配置に置かれていれ
ば、この２つのユニットは同時に動作する。ＥＣＧモニ
タユニットはＲ波ゲート信号を血圧モニタユニットに供
給しコロトコッフ音の受信が期待できる１つの窓を作る
が、更にＥＣＧユニットは異常を識別したりＥＣＧモニ
タユニットと血圧モニタユニットに独立して使用するこ
ともできる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は診断パラメータを測定
し蓄積するための歩行用モニタシステムに関する。より
詳細には、この発明はモジュラモニタシステムに関して
おり、このシステムのモジュラモニタユニットは他のモ
ジュラモニタユニットと独立して使用されている、すな
わち光インターフェイスを通して他のモジュラモニタユ
ニットと通信を行なう少なくても１つのモジュールを使
用している。更に詳細には、この発明は患者のＥＣＧ波
形がモニタされておりしかも特別な異常を識別するため
分析されているが、このＥＣＧ波形と分析データは非揮
発性メモリに蓄積されている。
【０００２】
【発明の概要】患者に対する所定の診断パラメータを測
定し蓄積するために患者に対する歩行用モニタシステム
を提案している。この患者に対するモニタシステムには
一番目のモニタユニットがあり、一番目のアルゴリズム
に基づき一番目の患者に対する所定の一番目の診断パラ
メータを他と独立して測定し蓄積している。この一番目
のモニタユニットにはディジタル通信を行なうための一
番目の光通信インターフェイス回路がある。この１番目
のモニタユニットには更に一番目の診断パラメータを蓄
積するための一番目のメモリ回路がある。患者に対する
歩行用モニタシステムには更に少なくても１つの二番目
のモニタユニットがあり、一番目の制御信号に基づき所
定の二番目の診断特性を測定し、二番目の制御アルゴリ
ズムに基づき二番目の診断パラメータを蓄積する。
【０００３】
【実施例】図に関して述べると、モニタシステム１００
はモジュールであり、少なくても３つのモニタシステム
を与えるように構成されており、更にその数を越えるよ
うな容量を有している。この構成を図１に示すが、この
システムの携帯部１０２はＥＣＧと血圧パラメータの両
方を同時にしかも同等に測定するために与えており、１
つの機器として機能している。
【０００４】ＥＣＧモニタユニット１１０はマスタユニ
ットとして機能しているが、これにはスレイブユニット
を示す血圧ユニット２１０がある。スレイブユニットと
して、更に測定をプログラムされたプロトコルに従って
行なうために、この血圧ユニットは血圧測定を行なうた
めのマスタＥＣＧモニタユニット１１０により定められ
た所定のことがらに基づいている。モジュールは独立し
て使用される、すなわち種々の組合せを取り特別な患者
の診断に適合するように造られたモニタ用機器を構成し
ている。
【０００５】図１には歩行用モニタシステム１００の携
帯部１０２を示しているが、これは患者に取り付けられ
る。ＥＣＧモニタユニット１１０と血圧モニタユニット
２１０は運搬用ポーチの中に平行に置かれており、ベル
トまたはストラップ１０６により患者に着脱できるよう
に取り付けられている。多数のＥＣＧ電極１１４のそれ
ぞれにはＥＣＧリードの組を示す複数のリードケーブル
１０８の中に個々のリード１１２があるが、これらの電
極はＥＣＧ電極アセンブリ１０９の一部であり、ＥＣＧ
モニタユニット１１０に接続されている。電極アセンブ
リ１０９には更にリード１１３に接続されたレファレン
ス電極１１５がある。
【０００６】血圧モニタユニット２１０には膨張するそ
で口２０４があり、このそで口にはオーデオトランジュ
ーサ２０６があり患者の腕に接して置かれているが、こ
れは電気的なケーブル２０８を通してモニタユニット２
１０に送られる電気信号にＫ個の音を変換するためであ
る。そで口２０４は液体ポンプ、すなわち圧縮液体供給
源と抽気バルブに接続されたホース２０２を通して膨張
と圧縮が行なわれる。このトランジューサケーブル２０
８はホース２０２の中にまとめられているが、ケーブル
２０８はホース２０２の外側表面に接続されており、液
体キャリングルーメン(lumen) を通して、すなわち内部
に形成されたセパレートルーメンを通して広がってい
る。
【０００７】図２には患者に対する歩行用モニタシステ
ム１００を示しているが、この中のパーソナルタイプの
コンピュータ１２０は光学的に分離したシリアルデータ
リンク１２４、２２４により診断パラメータ測定ユニッ
ト１１０、２１０にそれぞれ接続されている。モニタユ
ニット１１０、２１０とパーソナルタイプのコンピュー
タ１２０との間の双方向通信はそれぞれシリアルインタ
ーフェイス４８、２５２（図４、９に図示）を通して行
なわれるが、このシリアルインターフェイスはそれぞれ
コネクタ１１８、２１８とシリアルデータケーブル１２
４、２２４とを通してコンピュータ１２０のシリアルポ
ートに接続されている。医者はパーソナルタイプのコン
ピュータ１２０を使用して患者と収集したデータの識別
に関係がある特別な患者の情報とを入力し、さらに特別
な測定プロトコルと、動作パラメータと、トリガデータ
と、モニタユニット１１０、２１０からの回収データと
を入力する。
【０００８】モニタユニット１１０、１２０から取り出
された蓄積データが蓄積された後は、医者はいつでもＥ
ＣＧ波形、心拍数の表示と、異常状態の数と日時の表示
を行なうことができる。不整脈、特別なＥＣＧ波形成分
の存在、ペースメーカの故障等の異常状態は個々に識別
され分類される。
【０００９】図３にはユニット１１０、２１０に対する
光インターフェイス５０、２５４を使用した利点を示し
ているが、これらのインターフェイスはそれぞれリアル
タイムモードの組合せである。患者にはＥＣＧモニタユ
ニット１１０と通信を行なうためにモデム１３０と、シ
リアルデータケーブル１２８によりこのモデム１３０に
接続された光インターフェイスユニット１２２とが取り
付けられている。
【００１０】光インターフェイスユニット１２２には光
学的な伝送窓１２６があるが、これにはモニタユニット
１１０の窓１１６があり電話ライン１３２を通して医者
のパーソナルタイプのコンピュータ１２０、または他の
計算システム、またはディジタル装置と光学的に分離し
た通信を行なう回路がある。
【００１１】図４にはＥＣＧモニタユニット１１０に対
するブロック図を示している。ＥＣＧ電極ケーブル１０
８は２つのＥＣＧチャネルを示す二組の電極からの信号
を運ぶ。これらの２つのＥＣＧチャネルを示すリードは
ケーブル１０８で運ばれインピーダンス切替えネットワ
ーク１０に接続されている。インピーダンス切替えネッ
トワーク１０はディジタル的に制御されたスイッチを示
しているが、このスイッチはこのリードを通して患者に
小さな試験電流を通すことができる。この試験電流によ
りそれぞれの組のリードにある電圧を生ずるが、この電
圧は電極のインピーダンスを測定するのに使用されてい
る。インピーダンスを測定した一定電圧またはＥＣＧ波
形信号は接続ライン７、９により信号状態回路１２、１
８にそれぞれ接続されている。
【００１２】図５に示すように、信号状態回路１２には
固定利得増幅器３００があるが、この増幅器は接続ライ
ン７に接続された入力とハイパスフィルタ回路３０２に
接続された出力を有している。ハイパスフィルタ回路３
０２の低域カットオフ周波数はほぼ０．０５ヘルツであ
る。可変利得増幅段３０４はディジタル的にプログラム
可能でマイクロプロセッサ３０に接続された利得制御デ
ィジタルリンク１３を有している。増幅段３０４の可変
利得の調整範囲は０．５から２１の範囲であるが、３か
ら １２．５の範囲が望ましい。可変利得増幅段３０４
の出力はほぼ４０ヘルツのカットオフ周波数を有するロ
ーパスフィルタ３０６に接続されている。
【００１３】可変利得増幅段３０４の利得はマイクロプ
ロセッサ３０により最小値に利得がセットされたＥＣＧ
信号をサンプリングすることにより調整される。検出さ
れたＲ波の振幅のピークが所定の値より小さければ、利
得はある増加数により増加する。この利得の増加段階に
おいてＲ波の振幅が二番目の所定の値より小さければ、
利得は他の段階に進むかそのままとなる。二番目のＥＣ
Ｇチャネル信号状態回路１８は回路１８の回路と同じで
あるので、図示していない。信号状態回路１８の可変利
得部は図１に示すようにマイクロプロセッサ３０に接続
されているディジタルリンク１５を通して制御され個々
のチャネルに独立した可変利得を与えている。信号状態
回路１２、１８のそれぞれの出力１４、２０は接続ライ
ン１４、２０によりアナログ対ディジタル多重化変換器
１６にそれぞれ接続されている。信号状態回路１２、１
８のそれぞれの出力ライン１４、２０の他に、バッテリ
モニタ回路１７の出力が多重化Ａ−Ｄ変換器の入力の１
つに接続されているが、これはマイクロプロセッサ３０
にバッテリの状態のデータを与えるためである。マイク
ロプロセッサ３０が低いバッテリ信号を検出すると、マ
イクロプロセッサはアラーム状態と発生した日時を記憶
するが、これは医者がメモリを取り出す時再生される。
多重化Ａ−Ｄ変換器１６は接続ライン２６を通してマイ
クロプロセッサ３０と通信を行なうため、入力ラインの
それぞれのアナログ信号をマルチビットディジタル表現
にかえる。
【００１４】ＥＣＧモニタユニット１１０にはペースメ
ーカスパイク検出回路２４があり、チャネル２の信号状
態回路１８の出力ライン２０に接続された入力がある。
図６に示すようにペースメーカスパイク検出回路２４に
はライン２２に接続された入力を有するハイパスフィル
タ回路３０８がある。ハイパスフィルタ３０８のカット
オフ周波数は２０ヘルツであり、ＥＣＧ信号とこの信号
の中にある筋肉の信号を取り除く。ハイパスフィルタ３
０８は絶対値増幅器３１０に接続されている。絶対値増
幅器３１０の利得値はほぼ５００であり、ペースメーカ
スパイク信号を１０から５００ミリボルトの範囲の大き
さに増幅する。絶対値増幅器３１０の出力はピーク検出
器３１２の入力に接続されている。ピーク検出器３１２
によりスレショルド値が得られるが、この値はマイクロ
プロセッサ３０との接続を行なうためのライン２５の出
力となるディジタル論理レベルの信号としてある値を越
えている。接続ライン２５を通してマイクロプロセッサ
３０に加えられているパルスは分析されライン２５に加
えられた信号が実際にペースメーカスパイクを表す信号
か決定される。ペースメーカからのペ−ス信号は典型的
には０．５から２．０ミリセカンドの範囲である固定し
たパルス幅であり、マイクロプロセッサ３０はペースメ
ーカスパイク検出回路２４により加えられこの範囲を越
えたあらゆる信号を無視する。
【００１５】ライン２６を通りアナログ−ディジタル変
換器１６から加えられるＥＣＧデータはモニタされ、利
得が信号状態回路１２および１８に正しくセットされて
いるか決定されるが、マクロプロセッサは制御ライン１
３、１５に制御信号を出力し信号状態回路１２、１８へ
の入力に対し適当な利得値を選択する。データ記憶メモ
リ４６にはＥＣＧを記憶しモニタユニット１１０の中の
データを分析するために４メガバイトの非揮発性メモリ
がある。
【００１６】図７にはマイクロプロセッサ３０により行
なわれるＥＣＧデータ処理段階のフロー図を簡単に示し
ている。２つの入力チャネルの一方（チャネルのそれぞ
れは交互に処理される）からのＥＣＧ信号を表すディジ
タル化されたデータは信号対雑音比を良くするため入力
ブロック１５０からスムーズフィルタブロック１５２に
加えられている。スムーズ化されたデータはデータ圧縮
ブロック１６６に加えられるが、この中でデータビット
が減少する。ブロック１６６から出る圧縮されたデータ
は記憶出力ブロック１６８に加えられるが、このブロッ
クはデータ記憶メモリ４６内で記憶のためのデータを与
え、ブロック１６７でクロック回路３２の周波数を下げ
る段階を行なう。
【００１７】ブロック１５２からのフィルタを通ったデ
ータは更にビート検出決定ブロック１５４にも加えられ
る。ビートが検出されると、データは決定ブロック１５
４からビート分類ブロック１５６と、心拍数計算ブロッ
ク１６４と、クロック周波数が増加するブロック１７０
とに加えられる。ブロック１６４で計算される心拍数は
データ圧縮ブロック１６６に送られデータ記憶メモリ４
６に記憶される。分類ブロック１５６はビート検出ブロ
ック１５４から供給されるビートタイミングから不整脈
を識別し、ビートを所定のカテゴリに分類する。ビート
分類ブロック１５６で識別された不整脈はデータ圧縮ブ
ロック１６６に送られデータ記憶メモリ４６に記憶され
る。さらに、不整脈はリズム分類ブロック１６２に送ら
れる。リズム分類ブロック１６２の出力は同様にデータ
圧縮ブロック１６６に送られ、データ記憶メモリ４６に
記憶される。ビート分類ブロック１６２の出力はさらに
血圧トリガ検出決定ブロック１５８に供給され、ブロッ
ク１６２により識別された不整脈またはリズムが血圧の
測定に必要なことが予め決定され前もって医者が入力し
たものと一致するならば、信号伝送出力ブロック１６０
が許可されトリガ制御信号は血圧ユニットに送られる。
図４に関して更に述べると、マイクロプロセッサ３０は
クロック回路３２に接続されているが、この回路はマイ
クロプロセッサ３０の内側に、すなわち補助装置として
取り付けるられている。クロック回路３２からのクロッ
ク信号出力は接続ライン３４を通ってマイクロプロセッ
サ３０に供給されている。マイクロプロセッサ３０には
クロック回路３２に接続された出力ライン３２があり、
クロック周波数を制御している。
【００１８】従来の技術で周知のように、コンプリメン
タリ酸化金属マイクロプロセッサ装置は動作速度に直接
関係したパワーを消費するが、クロック周波数を低く保
つことによりマイクロプロセッサのパワー消費を低減す
ることができる。しかし、これによりデータの圧縮とリ
アルタイムの不整脈の分析に有害な効果が生ずる。機能
を集中的に処理する場合の不都合を除去しながら、クロ
ック周波数を低減する利点を達成するため、クロック速
度制御出力３２はクロック回路周波数をマイクロプロセ
ッサにより行なわれる機能に適合するため使用されてい
る。このように、決定ブロック１５４での心拍の検出に
基づきクロック３２の周波数は増加しＥＣＧデータのリ
アルタイム処理を行なう。ブロック１６９の周波数の低
減段階は生のデータの全てが記憶されるまで発生しな
い。
【００１９】このように、ハイパワー処理（重要な計
算）のため、クロック回路は一番高い周波数、例えば８
メガヘルツで動作し、しかもこの期間において心拍信号
の間にクロック周波数は一番低い周波数、例えば３２キ
ロヘルツまで減少する。
【００２０】マイクロプロセッサ３０にはプログラム可
能なリードオンリメモリ４６に記憶された出力データが
あるが、これはデータバス３８を通して行なわれこのデ
ータバスにはアドレスバス３７を通して加えられた適当
なアドレスを有している。マイクロプロセッサ３０には
更に臨時の記憶として１２８キロバイトのランダムアク
セスメモリ４２があり、データ圧縮と不整脈分析処理に
使用されている。マイクロプロセッサ３０の動作はリー
ドオンリプログラムメモリ４４に記憶されたプログラム
により制御されているが、このメモリはデータバス３８
とアドレスバス３７に接続されている。メモリサブシス
テム４２、４４、４６のそれぞれはデータバス３８とア
ドレスバス３７に接続している。さらに、データバス３
８はマイクロプロセッサ３０に接続されたＩ／Ｏポート
選択制御ライン３９により選択されたゼネラルＩ／Ｏイ
ンターフェイスに接続されている。ゼネラルインターフ
ェイス３６の入力は基準電位を接続するためモーメンタ
リプッシュボタンスイッチ３５に接続されている。スイ
ッチ３５はＥＣＧ信号に対するイベントマーカとして機
能するイベントスイッチとして働く。
【００２１】ＥＣＧモニタユニット１１０にはシリアル
インターフェイスコネクタ１１８があり外部計算装置に
接続されている。コネクタ１１８はシリアル入力、出力
ラインによりシリアルインターフェイス４８に接続され
ており、このシリアルインターフェイスは入出力ライン
４３、４５によりマイクロプロセッサ３０に接続されて
いる。光インターフェイス５０は入出力ライン４０、４
１によりマイクロプロセッサ３０に接続されている。光
インターフェイス５０はマイクロプロセッサ３０から送
られる電気信号を光信号に変換するが、この光信号は血
圧測定装置２１０のように伝送窓１１６を通してスレイ
ブモジュールに送られる。スレイブモジュールからの光
信号は伝送窓１１６を通過し、ライン４０によりマイク
ロプロセッサ３０に送られる電気信号に変換するため、
フォトトランジスタのような光検出器が受ける。
【００２２】図８にはマイクロプロセッサ３０に接続さ
れた光通信インターフェイス５０を示している。光イン
ターフェイス５０には発光ダイオード７０、７２、７４
があり、それぞれのダイオードは電流制限抵抗７６、７
８、８０に直列に接続されている。それぞれの抵抗７
６、７８、８０は共通の電源供給端子８２に接続されて
おり、正極の電源供給電圧を受ける。発光ダイオード７
０、７２、７４の正極の端は３状態緩衝増幅器８４、８
６、８８の出力にそれぞれ接続されている。
【００２３】発光ダイオードはインターフェイスが故障
の時消えるが、これは発光ダイオード７０、７２、７４
に接続された３状態増幅器８４、８６、８８のそれぞれ
の３状態制御入力８３、８５、８７のそれぞれにマイク
ロプロセッサ３０を接続するインターフェイスイネーブ
ル制御ライン９２によっている。
【００２４】マイクロプロセッサ３０がライン９２に論
理的に低レベルの信号を出力する時、ドライバ８４、８
６、８８はイネーブルにされ、発光ダイオード７０はＯ
Ｎにされ、発光ダイオード７２を通してライン９６から
シリアルデータを伝送し、さらに発光ダイオード７４を
通してライン９８からシリアルクロックを伝送する。シ
リアルデータはフォトトランジスタ７３を通して血圧モ
ニタユニット２１０のようにスレイブモジュールから受
信される。フォトトランジスタ７３は負荷抵抗７５と直
列に接続されているが、この抵抗は正極供給電源の入力
端子８２に接続されている。フォトトランジスタ７３の
エミッタはシステムの接地基準電位に接続されている。
コレクタから取り出されるフォトトランジスタ７３の出
力はインタラプトライン９５によりマイクロプロセッサ
３０に直接接続されている。インタラプトライン９５に
信号があることによりマイクロプロセッサに警告を出し
スレイブモジュールからデータを伝送する。さらに、フ
ォトトランジスタ７３の出力は３状態緩衝増幅器９０の
入力に接続されシリアル入力ライン９４を経由してマイ
クロプロセッサ３０に伝送される。他の３状態緩衝増幅
器に関して、増幅器９０には３状態制御入力９１がある
が、この入力はインターフェイスイネーブル制御ライン
９２に接続されている。スレイブモジュールがＥＣＧユ
ニット１１０に光伝送を始めると、受信信号はインタラ
プトライン９５の論理状態をハイレベルからローレベル
に変え、マイクロプロセッサ３０の中にインタラプト信
号を生ずる。マイクロプロセッサ３０はインターフェイ
スイネーブルライン９２の論理レベルをハイからローに
変えることに応じ、発光ダイオード７０はスレイブモジ
ュールにマイクロプロセッサ３０がデータを受信する準
備ができていることを知らせるが、このデータはマイク
ロプロセッサ３０のシリアルクロック信号と同期してお
り、発光ダイオード７４により伝送される。図４のブロ
ック図について、出力ライン９２、９６、９８は接続ラ
イン４１を表し、入力ライン９４、９５は接続ライン４
０を表している。
【００２５】ユニット１１０、２１０のそれぞれは他の
ユニットの存在を自動的に検出するため光インターフェ
イスを使用することができる。たとえば、ユニット１１
０がＯＮで初期自己診断と校正機能を行なう時、信号は
光インターフェイス５０により伝送される。所定の遅延
の後応答が無ければ、ＥＣＧユニット１１０はインタラ
プト信号が少しあとにライン９５に受信されなければ独
立ユニットとして動作する。
【００２６】図９には血圧モニタユニット２１０のブロ
ック図を示している。トランジューサ２１４にはマイク
ロホンであるオーデオトランジューサ２０６があり、Ｋ
個の音を増幅とフィルタの機能を行なう信号状態回路２
７０に電気ケーブル２０８により送られる電気信号に変
換する。信号状態回路２７０は接続ライン２６８を通っ
てアナログ−ディジタル多重化変換器２６６に接続され
ている。接続ライン２６８は信号状態回路２７０からの
いくつかの信号の出力を運ぶ。アナログ−ディジタル多
重化変換器２６６のディジタル化された出力は接続ライ
ン２６４を通ってマイクロプロセッサ２６２に供給され
ている。マイクロプロセッサ２６２は制御ライン２７１
により制御信号を信号状態回路２７０に与え増幅利得を
制御する。
【００２７】トランジューサすなわちセンサーアセンブ
リ２１４には更にプレッシャートランジューサ２１２が
あり、ホース２０２を通してそで口２９４の膨張圧力を
測定する。プレッシャートランジューサ２１２の電気的
な出力は接続ライン２３２を通して増幅器２７４に接続
されている。増幅器２７４の出力は接続ライン２７２を
通してアナログ−ディジタル多重化変換器２６６に接続
されている。ＥＣＧモニタユニット１１０の場合のよう
に、血圧モニタユニット２１０にはバッテリモニタ回路
２４８があるが、この回路には接続ライン２４９を通し
てアナログ−ディジタル多重化変換器２６６に接続され
た出力がある。マイクロプロセッサ２６２は警報状態と
血圧データが生じた日時を記憶している。
【００２８】マイクロプロセッサ２６２は８ビットのマ
イクロプロセッサであり内部にシリアルインターフェイ
ス回路がある。マイクロプロセッサ２６２はポンプ制御
信号をライン２４０に出力するが、このラインはドライ
バー増幅器２４２に接続されている。ポンプ２４４はブ
リードバルブ２４６を経由した出力ダクト２４５と圧力
トランジューサ２１２に至るダクト２３６を通る液体を
押し出すが、この圧力トランジューサはホース２０２を
通ってそで口２９４に接続されている。
【００２９】閉鎖圧力に達すると、ポンプ２４４はライ
ン２４０を制御信号出力の状態に変えることにより閉じ
る。したがって、制御信号はドライバー増幅器２６０に
加えられるライン２６１に出力される。ドライバー増幅
器２６０はライン２４７に出力を生じブリードバルブ２
４６を制御するが、このブリードバルブはダクト２３６
に対しホース２０２を通しそで口２０４からの液体の流
出を制御する。
【００３０】液体の圧力がそで口２０４から流れる比率
は圧力が増加するとブリードバルブ２４６の出口オリフ
ィスにより制御されマイクロプロセッサはＫ個の音の存
在をチェックするが、この音はブリードバルブが開いて
いる時間の長さにより制御されしかもこの時間の長さは
ビートの間の時間である。圧力が下がると、マイクロプ
ロセッサはＫ個の音の検出をチェックし、ビートの間の
次のインターバルに対しブリードバルブを開く。圧力の
値の増加は測定が行なわれている間メモリに記憶され
る。
【００３１】図１０には、信号状態回路２７０のブロッ
ク図を示している。オーデオトランジューサ２０６から
の電気信号はライン２０８により可変利得増幅段３２０
に加えられる。増幅器３２０の利得は接続ライン２７１
を通るマイクロプロセッサ２６２からの信号により制御
されている。可変利得増幅器３２０の出力はライン３２
２を通ってバンドパスフィルタ３２４に接続されてい
る。バンドパスフィルタの出力は接続ライン３２８を通
ってアナログ−ディジタル多重化変換器２６６の１つの
チャネルに接続されているが、この変換器はＫ個の音の
オーデオ信号をマイクロプロセッサ２６２に与え記憶と
分析を行なっている。
【００３２】Ｋ個の音の記憶を行なうことは歩行用の血
圧モニタユニットに対し重要な特徴である。従来のシス
テムでは医者は患者が休息している間に患者の血圧を手
で測り手動の測定と歩行用のユニットの測定を比較して
いたが、このシステムでは動いている患者の測定と比較
を行なう。バンドパスフィルタ３２４の出力は接続ライ
ン３２６を通って絶対値増幅器３３０に加えられてい
る。絶対値増幅器３３０はフィルタ３２４からのバイポ
ーラオーデオ信号をユニポーラ信号に変換し包絡線の値
を示す信号を出力する。Ｋ個の音の包絡線の値は接続ラ
イン３３４を通ってアナログ−ディジタル多重化変換器
２６６に接続されている。絶対値増幅器３３０の出力も
接続ライン３３２を通ってピーク検出器３３６に接続さ
れている。ピーク検出器３３６は所定のスレショルドを
越えるＫ個の音の包絡線の値の信号に基づくパルス出力
を生ずる。ピーク検出器３３６の出力は接続ライン３３
８を通ってアナログ−ディジタル多重化変換器２２６の
他のチャネルに接続されている。信号ライン３２８、３
３４、３３８のそれぞれは図９のブロック図で信号ライ
ン２６８により表されている。
【００３３】図９には接続ライン２２７を通ってマイク
ロプロセッサ２６２に接続されたリアルタイムインタラ
プト発生器２７６が示してある。リアルタイムインタラ
プト発生器は血圧モニタユニット２１０のパワーセービ
ングサブシステムの一部を形成している。血圧モニタユ
ニット２１０は周期的に“スリープ”モードに置かれる
が、このモードの中ではマイクロプロセッサの動作が停
止し電流はマイクロアンペアのレベルまで下がりパワー
を節約する。したがて、リアルタイムインタラプト発生
器２７６からの出力に基づきマイクロプロセッサは“ア
ウエイク(awake) " の状態になりカウンタを増加させた
り、通信ポートの状態をチェックしたり、必要に応じ血
圧の測定を行なうなどのハウスキーピングの仕事を行な
う。
【００３４】図１１にはマイクロプロセッサ２６２の周
期的な動作を示す簡略化したフロー図を示している。リ
アルタイムインタラプト発生器２７６からの出力に基づ
きマイクロプロセッサ２６２のリセットがブロック１７
２で行なわれる。リアルタイムインタラプト発生器２７
６からの信号は繰り返しクロック信号であり、この信号
は所定の時間増加、例えば０．５秒の増加を示してい
る。ブロック１７２に示すリセットの後に、日時のカウ
ンタはブロック１７４で増加する。ブロック１７４の増
加カウンタにより日時が与えられるが、この日時はブロ
ック１７６の中で選択した測定プロトコルと比較し血圧
測定が行なわれた時間か決定される。正しい状態が得ら
れるとマイクロプロセッサの動きはブロック１７８に示
す血圧測定ルーチンにより制御される。
【００３５】ブロック１７８が行なわれた後、またはブ
ロック１７６で正しくない結果が得られた後は、マイク
ロプロセッサはブロック１８０でイベントスイッチが動
作したか試験する。イベントスイッチが動作していれ
ば、マイクロプロセッサはブロック１８２に示すように
血圧の測定を行なう。ブロック１８２から、またはイベ
ントスイッチが動作していない場合、マイクロプロセッ
サは光インターフェイスをチェックしＥＣＧユニット１
１０が血圧測定を行なうべきかの信号を出しているか決
定する。予め定められた異常が発生していれば、ブロッ
ク１８６に示すようにマイクロプロセッサは図１２に関
して述べる高速血圧測定を行なう。その後、マイクロプ
ロセッサはシリアルインターフェイス２５２を調べ、ブ
ロック１８８に示すようにシリアルインターフェイスが
動作しているか決定する。この試験結果が正しければ、
マイクロプロセッサはブロック１９０に示すように必要
な通信動作を行なう。ブロック１８８の試験が正しくな
ければまたはこの通信が終われば、マイクロプロセッサ
はブロック１９２に示すように停止モードになるが、こ
のモードの中で機能は停止しパワー消費が低減する。
【００３６】図９に示すイベントスイッチ２３５はモー
メンタリプッシュボタンスイッチで、このスイッチは抵
抗２３１の一方の端にある正極の電源供給電圧とスイッ
チ２３５の他の端子に接続された電源供給基準電圧との
間に負荷抵抗２３１と直列に接続されている。スイッチ
２３５と負荷抵抗２３１との間にある結合点に接続さ
れ、マイクロプロセッサ２６２の入力端子に接続された
入力ライン２３３がある。この配置によりライン２３３
はスイッチ２３５が開放の時は論理的にハイレベルに保
持され、スイッチ２３５の接触が閉じている時は論理的
にローレベルになる。
【００３７】マイクロプロセッサ２６２に接続された光
インターフェイス２５４はＥＣＧモニタユニット１１０
の光インターフェイス５０と補完するように構成されて
いる。血圧モニタユニット２１０の光伝送窓２１６を通
して光インターフェイス５０の発光ダイオード７４から
送信される光信号はライン２５９を通しクロック信号を
マイクロプロセッサ２６２に伝送するためフォトトラン
ジストタにより受信される。シリアル伝送の同期を取る
ため使用される受信クロック信号はＥＣＧモニタユニッ
ト１１０に送受信される。マイクロプロセッサ２６２か
ら送られたシリアルデータはライン２５５を通って光イ
ンターフェイス２５４に送られるが、発光ダイオードは
フォトトランジスタ７３により受信するため伝送窓２１
６を通ってＥＣＧモニタユニット１１０に伝送される光
出力を出すため動作状態となる。
【００３８】シリアルインターフェイス２５２は図１に
示すようにパーソナルタイプのコンピュータのような装
置と通信を行なうため与えられている。シリアルインタ
ーフェイスコネクタ２１８はシリアルインターフェイス
２５２を通し、マイクロプロセッサ２６２のシリアル入
出力ポートにシリアル入出力ラインを与えるための手段
である。マイクロプロセッサ２６２からのシリアルデー
タはライン２５３によりシリアルインターフェイス２５
２に運ばれ、更にこのシリアルデータはライン２４１を
通ってマイクロプロセッサ２６２に送られる。
【００３９】血圧測定データ、生のオーデオ信号、Ｋ個
の音の包絡線の信号はプログラム可能なリードオンリメ
モリ２５６に全て記憶される。プログラム可能なリード
オンリメモリ２５６は電気的に消去可能でプログラムで
きるリードオンリメモリであり、血圧の測定データに対
して非揮発性の記憶ができる。さらに、マイクロプロセ
ッサ２６２を動作させるに必要なソフトウエアは選択し
た測定プロトコルとともにプログラム可能なリードオン
リメモリ２５６の中に記憶されているが、このプロトコ
ルはパーソナルタイプのコンピュータ１２０を通して医
者が入力する。したがって、データはメモリ２５６から
読み出されシリアルインターフェイス２５２を通って伝
送され表示され、パーソナルコンピュータ１２０による
処理が可能となる。プログラム可能なＲＯＭメモリ２５
６は双方向データバス２５０とアドレスバス２５１を通
ってマイクロプロセッサ２６２に接続されている。さら
にこのマイクロプロセッサ２６２は双方向アドレスバス
２５０とアドレスバス２５１とにより１２８キロビット
のランダムアクセスメモリ２５８に接続している。
【００４０】プログラム可能なリードオンリメモリ２５
６を消去する前に、マイクロプロセッサ２６２の動作プ
ログラムはリードオンリメモリ２５６からランダムアク
セスメモリ２５８に転送される。動作プログラムの転送
の後に、プログラム可能なリードオンリメモリ２５６は
消去され新しい患者に使用さるかあるいは同じ患者につ
いての他の２４時間のデータの蓄積が行なわれる。動作
プログラムがランダムアクセスメモリ２５８に蓄積され
ている間に、このプログラムはシリアルインターフェイ
ス２５２を通して医者が入力した新しい測定プロトコル
で変更される。さらに動作プログラムが置き換えられる
ことになればこの置き換えは消去の後にプログラム可能
なリードオンリメモリ２５６に記憶させるためインター
フェイス２５２を通して入力される。
【００４１】図１２には医者が使用するために選択され
た高速血圧測定のフロー図を示しているが、この図はＥ
ＣＧモニタシステム１１０により識別された特別な過渡
的な異常に基づいている。エントリブロック３４０にお
いて血圧測定にトリガをかけるＥＣＧモニタユニットに
基づき、ポンプ２４４はブロック３４２に示すように動
作を開始する。ポンプの開始の後、およびそで口を所定
の圧力に膨張するための所定の遅延の後に、マイクロプ
ロセッサ２６２はブロック３４４のようにＫ個の音があ
るかどうか試験をして調べる。Ｋ個の音があれば、Ｋ個
の音がもはや検出されなくなるまでポンプ２４４のエネ
ルギーによる膨張が続く。Ｋ個の音が検出されなくなれ
ば、ポンプ２４４はブロック３４６に示すように動作を
停止する。その後すぐに、そで口はブリードバルブ２４
６を通してブロック３４８に示すように所定の、比較的
大きな段階の、ほぼ５．０から１０．０ミリメータＨｇ
の範囲に収縮する。そで口の圧力を漸次減少させる時、
マイクロプロセッサ２６２はＫ個の音が検出されるまで
ブロック３５０に示すようにＫ個の音があるかどうか決
めるため試験を行なう。Ｋ個の音が検出されると、圧力
トランジューサ２１２からの出力が示すように読み出さ
れた圧力はブロック３５２に示すようにメモリに記憶さ
れる。心臓収縮による血圧に対する粗い近似を行なうた
めにそで口に対し急速に収縮を行なうことにより臨床的
に重要な測定が行なわれ、低血圧状態が心電活動の過渡
的な状態と一致するかどうか決定される。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の歩行用モニタシステムを示す図
【図２】歩行用モニタシステムの斜視図
【図３】この発明の他の実施例の斜視図
【図４】ＥＣＧモニタユニットのブロック図
【図５】ＥＣＧアナログ信号状態回路のブロック図
【図６】ペースメーカスパイク検出器のブロック図
【図７】ＥＣＧを分析する簡略化した論理的なフロー図
【図８】ＥＣＧ光インターフェイスの回路図
【図９】血圧モニタユニットのブロック図
【図１０】Ｋ個の音の信号状態回路のブロック図
【図１１】血圧モニタユニットに対する簡略化した論理
的なフロー図
【図１２】高速血圧測定法の簡略化した論理的なフロー
図
【符号の説明】
７、９ 接続ライン １０ インピーダンススイッチングネットワーク １２、１８ 信号状態回路 １３ 制御ライン １４、２０ 信号状態回路の出力 １５ ディジタルリンク １６ アナログ−ディジタル多重化変換器 ２２、２５ ライン ２４ ペースメーカスパイク検出回路 ２６ 接続ライン ３０、２６２ マイクロプロセッサ ３２ クロック回路 ３５ モーメンタリプッシュボタンスイッチ ３６ インターフェイス ３７ アドレスバス ３８ データバス ３９ Ｉ／Ｏポート選択制御ライン ４０、４３ 入力ライン ４１、４５ 出力ライン ４２ ランダムアクセスメモリ ４４ リードオンリプログラムメモリ ４６ データ記憶メモリ ４８、２５２ シリアルインターフェイス ５０、２５４ 光インターフェイス ７０、７２、７４ 発光ダイオード ７３ フォトトランジスタ ７５ 負荷抵抗 ７６、７８、８０ 電流制限抵抗 ８２ 共通の電源供給端子 ８３、８５、８７、９１ ３状態制御入力 ８４、８６、８８、９０ ３状態緩衝増幅器 ９２ インターフェイスイネーブル制御ライン ９４ シリアル入力ライン ９５ インタラプトライン １００ モニタシステム １０２ モニタシステムの携帯部 １０４ キャリングポーチ １０６ ベルト １０８ ＥＣＧ電極ケーブル １０９ 電極アセンブリ １１０ ＥＣＧモニタユニット １１２、１１３ リード １１４ ＥＣＧ電極 １１５ レファレンス電極 １１６ モニタユニットの窓 １１８、２１８ コネクタ １２０ パーソナルタイプのコンピュータ １２２ 光インターフェイスユニット １２４、２２４ シリアルデータケーブル １２６ 伝送窓 １３０ モデム １３２ 電話ライン １５０ 入力ブロック １５２ スムージングフィルタブロック １５４ ビート検出ブロック １５６ ビート分類ブロック １６０ 信号伝送出力ブロック １６２ リズム分類ブロック １６４ 心拍率計算ブロック １６６ データ圧縮ブロック １６７ ブロック １６８ 記憶出力ブロック １６９、１７０、１８６、１８８、１９０、１９２ ブ
ロック ２０２ ホース ２０４ そで口 ２０６ オーデオトランジューサ ２０８ 電気的なケーブル ２１０ 血圧測定ユニット ２１２ 圧力トランジューサ ２１４ トランジューサアセンブリ ２３１ 負荷抵抗 ２３２、２４３、２４９、２６４、２６８、２７１、２
７２、２７７、３２６３２８、３３４ 接続ライン ２３３ 入力ライン ２３５ イベントスイッチ ２３６ ダクト ２４０、２４１、２５３、２５５、２５９、２６１、３
２２ ライン ２４２、２６０ ドライバー増幅器 ２４４ ポンプ ２４５ 出力ダクト ２４６ ブリードバルブ ２４７、２４８ バッテリモニタ回路 ２５６ プログラム可能なリードオンリメモリ ２６６ アナログ−ディジタル多重化変換器 ２７０ 信号調節回路 ２７４ 増幅器 ２７６ インタラプト発生器 ３００ 固定利得増幅器 ３０２ ハイパスフィルタ回路 ３０４、３２０ 可変利得増幅器 ３０８ ハイパスフィルタ ３１０、３３０ 絶対値増幅器 ３１２、３３６ ピーク検出器 ３２４ バンドパスフィルタ ３３４、３３８ 信号ライン ３４０ エントリブロック ３４２、３４４、３４６、３４８、３５０、３５２ ブ
ロック
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ａ６１Ｂ 5/00 Ｃ 7831−4Ｃ 5/022 5/0452 8119−4Ｃ Ａ６１Ｂ 5/04 ３１２ Ａ (72)発明者 ポール アール． キャロン アメリカ合衆国， メリーランド 20707, ローレル， モンゴメリー ストリート 321番地 (72)発明者 ウォルター イー． パーマー アメリカ合衆国， メリーランド 21228, カートンズビレ， トロッターズ リッ ジ コート ７番地

Claims (10)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 次のものから成る患者に対する歩行用モ
    ニタシステム： ａ） 一番目の制御アルゴリズムに基づき一番目の患者
    の所定の一番目の診断パラメータの測定と蓄積を独立し
    て行なう一番目のモニタ装置で、前記一番目のモニタ装
    置にはディジタル通信を行なうための光インターフェイ
    ス装置と、更に前記一番目の診断パラメータを蓄積する
    ための一番目のメモリ装置とを有している； ｂ） 一番目の制御信号に基づき所定の二番目の診断パ
    ラメータを測定し、更に二番目の制御アルゴリズムに基
    づき前記二番目の診断パラメータを蓄積するための少な
    くとも１つの二番目のモニタ装置で、前記一番目の制御
    信号は所定の時間間隔で選択的に行なわれる選択性可変
    繰り返し率で発生しており、前記二番目のモニタ装置に
    は少なくとも１つの前記モニタ装置とディジタル的に通
    信を行なう二番目の光インターフェイス装置を有してお
    り、更に前記モニタ装置は二番目の患者の前記二番目の
    診断パラメータの測定を独立して行なっており（１）、
    前記二番目の診断パラメータが前記一番目の診断パラメ
    ータと異なっておりしかも前記一番目の制御信号と二番
    目の制御信号の両方に基づき前記一番目の患者の前記二
    番目の診断パラメータを測定する前記一番目のモニタ装
    置と光学的に整列して配置されており（２）、前記二番
    目の制御信号は前記一番目のモニタ装置により発生し更
    に前記二番目の光インターフェイス装置に前記一番目の
    光インターフェイス装置により送られており、前記二番
    目のモニタ装置には前記二番目の診断パラメータを蓄積
    するための二番目のメモリ装置を有している； ｃ） 前記一番目のモニタ装置と二番目のモニタ装置と
    の間でデータを送受するため両方に選択的に結合され、
    更に前記一番目の診断パラメータと二番目の診断パラメ
    ータを選択的に表示する計算装置で、前記計算装置には
    少なくとも一組の直列のインターフェイスポートを有し
    ている。
  2. 【請求項２】 前記計算装置に前記一番目のモニタ装置
    と二番目の装置の間にデータを送るためいずれか一方の
    モニタ装置と選択的に結合する三番目の光インターフェ
    イスを有する請求項１に記載の患者に対する歩行用モニ
    タシステム。
  3. 【請求項３】 前記一番目のモニタ装置が次のものを有
    する請求項１に記載の患者に対する歩行用モニタシステ
    ム： ａ） 前記計算装置の直列のインターフェイスポートの
    前記組の１つと選択的に結合を行なうための一番目の直
    列インターフェイス装置； ｂ） 前記一番目の直列インターフェイス装置（１）
    と、前記一番目の光インターフェイス装置（２）と、前
    記一番目のメモリ装置との間でディジタルデータの送受
    を行なうためこれらの装置に結合されている一番目のマ
    イクロプロセッサ装置； ｃ） アナログ入力信号を増幅しフィルタに通しこのア
    ナログ入力信号をディジタル信号に変換するため前記の
    マイクロプロセッサ装置に結合されている信号調節装置
    で、前記のマイクロプロセッサ装置は前記のディジタル
    信号を分析し、多数の異常な状態の調節を行なう多数の
    前記のディジタル信号を識別し分類することを特徴とす
    る； ｄ） 心電計への信号を通すため前記の信号調節装置に
    結合され前記一番目の患者にはりつけられる多数の電
    極。
  4. 【請求項４】 前記二番目のメモリ装置に蓄積されたデ
    ータを読み出し（１）、前記二番目のメモリ装置を消去
    し（２）、前記二番目のモニタ装置に前記二番目の制御
    アルゴリズム用の置き換え信号を送り（３）、患者の識
    別データを入力し（４）、更に測定プロトコルを入力す
    る（５）ため、前記２番目のモニタ装置が前記計算装置
    の直列インターフェイスポートの前記の組の１つと選択
    的に結合する二番目の直列インターフェイス装置を有す
    る請求項１に記載の患者に対する歩行用モニタシステ
    ム。
  5. 【請求項５】 多数の診断パラメータの値を測定し蓄積
    し、更に次のものから成る患者に対する歩行用モニタシ
    ステム： ａ） 前記診断パラメータの値を決定するマイクロプロ
    セッサ装置； ｂ） 前記多数の診断パラメータの値と制御アルゴリズ
    ムの両方を蓄積するため前記のマイクロプロセッサに接
    続されている非揮発性メモリ装置で、前記の非揮発性メ
    モリは電気的にプログラム可能でしかも電気的に消去可
    能な多数の半導体メモリ装置から形成されており、更に
    前記のメモリ装置は全てが同時に電気的に消去可能であ
    ることを特徴とする； ｃ） 前記の制御アルゴリズムを一時的に記憶するため
    前記マイクロプロセッサに接続されたランダムアクセス
    メモリ装置で、前記マイクロプロセッサ装置は前記の制
    御アルゴリズムを前記の非揮発性メモリ装置の電気的な
    消去の前に前記の非揮発性メモリ装置から前記のランダ
    ムアクセス装置に送り（１）更に前記の消去の後に前記
    の非揮発性メモリ装置に戻す（２）ことを特徴とする； ｄ） 測定データを与えるため前記のマイクロプロセッ
    サ装置に接続された検出装置で、前記のマイクロプロセ
    ッサ装置は前記の測定から前記の診断パラメータの値を
    計算することを特徴とする。
  6. 【請求項６】 多数の診断パラメータの値を測定し蓄積
    する患者に対する歩行用モニタシステムで、携帯用電源
    装置により電源が供給されており次のものから成ること
    を特徴とする： ａ） 前記診断パラメータの値を決定するためのマイク
    ロプロセッサ装置； ｂ） 前記多数の診断パラメータの値を蓄積するため前
    記のマイクロプロセッサ装置に接続されるメモリ装置； ｃ） 前記の携帯用電源装置からの電源を保護するため
    前記マイクロプロセッサの動作を停止および開始する装
    置； ｄ） 測定データを与えるため前記のマイクロプロセッ
    サ装置に接続される検出装置で、前記マイクロプロセッ
    サ装置は前記測定データから前記診断パラメータの値を
    計算することを特徴とする。
  7. 【請求項７】 多数の心電計への信号を測定し蓄積する
    患者に対する歩行用モニタシステムで、携帯用電源装置
    により電源が供給されており次のものから成ることを特
    徴とする： ａ） 異常データを発生させるため前記の心電計への信
    号の中の異常を識別し分類するマイクロプロセッサ装
    置； ｂ） 前記心電計への信号と前記異常データを蓄積する
    ため前記のマイクロプロセッサに接続されるメモリ装
    置； ｃ） ある特別な関数に基づき動作速度を変えるためマ
    イクロプロセッサに接続されている可変クロック装置
    で、前記の携帯用電源装置からの電源を保護している； ｄ） 前記の心電計への信号を与えるため前記のマイク
    ロプロセッサ装置に接続されている信号調節装置； ｅ） 患者から前記の信号調節装置に前記の心電計への
    信号を接続するため一方が前記の調節装置に接続され反
    対側が患者に接続されているリード装置。
  8. 【請求項８】 多数の心電計への信号を測定し蓄積する
    患者に対する歩行用モニタ装置で、携帯用電源装置によ
    り電源が供給せれており次のものから成ることを特徴と
    する： ａ） 異常データを発生させるため前記の心電計への信
    号の中の異常を識別し分類するマイクロプロセッサ； ｂ） 前期の心電計への信号と前記の異常データを蓄積
    するため前記のマイクロプロセッサに接続されるメモリ
    装置； ｃ） 外部モニタユニットと通信を行なうため前記のマ
    イクロプロセッサに接続されている光インターフェイス
    装置； ｄ） 前記心電計への信号を与えるため前記マイクロプ
    ロセッサに接続されている信号調節装置； ｅ） 前記患者から前記信号調節装置に前記の心電計へ
    の信号を接続するため、一方が前記の信号調節装置に接
    続され反対側が患者に接続されているリード装置。
  9. 【請求項９】 次のものから成る患者に対する歩行用モ
    ニタシステム：種々の診断パラメータを測定するための
    少なくとも２つの独立し分離したモニタユニットであ
    り、前記モニタユニットのそれぞれは次のものから成
    る： ａ） 所定の診断パラメータの測定を制御し蓄積を行な
    うためのマイクロプロセッサ装置； ｂ） 前記の所定の診断パラメータを蓄積するため前記
    のマイクロプロセッサ装置に接続されるメモリ装置； ｃ） 前記モニタユニットの他のものと通信を行なうた
    めの前記マイクロプロセッサ装置に接続された光インタ
    ーフェイス装置； ｄ） 前記診断パラメータを与えるため前記マイクロプ
    ロセッサ装置に接続された信号調節装置； ｅ） 患者に接続され更に前記信号調節装置に接続され
    た出力を有する入力装置。
  10. 【請求項１０】 多数の血圧の値を測定し蓄積するため
    の患者に対する歩行用モニタシステムであり、携帯用電
    源装置により電源が供給され更に患者に貼り付けられる
    膨張するそで口を有することを特徴とし、次のものから
    成る： ａ） 測定データを与えるため患者に接続されたトラン
    ジューサ装置であり、前記トランジューサ装置にはＫ個
    の音を検出するためのオーデオトランジューサ（１）
    と、多数のそで口の圧力の値を測定するため前記膨張す
    るそで口に液体を通して接続された圧力トランジュー
    サ； ｂ） 前記の測定データから前記の血圧の値を決定する
    ためのマイクロプロセッサ装置； ｃ） 前記の多数の血圧の値と、前記のＫ個の音と、前
    記の多数のそで口の圧力の値を蓄積するため前記のマイ
    クロプロセッサ装置に接続されたメモリ装置； ｄ） 前記膨張性のそで口に液体を供給するための装置
    で、前記の液体供給装置は前記のマイクロプロセッサ装
    置からの膨張指令制御信号に基づき動作することを特徴
    とする； ｅ） 前記のマイクロプロセッサ装置からの収縮指令信
    号に基づき前記の膨張性そで口を収縮する装置。
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