JPH0628637B2 - オシロメトリック式デジタル血圧計 - Google Patents
オシロメトリック式デジタル血圧計Info
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- JPH0628637B2 JPH0628637B2 JP59166557A JP16655784A JPH0628637B2 JP H0628637 B2 JPH0628637 B2 JP H0628637B2 JP 59166557 A JP59166557 A JP 59166557A JP 16655784 A JP16655784 A JP 16655784A JP H0628637 B2 JPH0628637 B2 JP H0628637B2
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- pressure
- cuff
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は非観血式のデジタル血圧形に関し、特にカフに
加えた圧力を徐々に減少させる際、血管径の伸縮運動に
よりカフ内に発現し消滅する脈圧振動を圧力センサによ
り検出し、これを演算して被験者の最高、最低血圧を判
定する振動法（オシロメトリック法）によるデジタル血
圧計に関するものである。
加えた圧力を徐々に減少させる際、血管径の伸縮運動に
よりカフ内に発現し消滅する脈圧振動を圧力センサによ
り検出し、これを演算して被験者の最高、最低血圧を判
定する振動法（オシロメトリック法）によるデジタル血
圧計に関するものである。
従来より、非観血式のデジタル血圧計ではコロトコフ音
を生体信号として利用するのが一般的である。このコロ
トコフ音式血圧計の例としては、特開昭５４−７７１４
８号がある。ところで、この種の装置は、特開昭５４−
７７１４８号においてもそうであるが、コロトコフ音の
発現、消滅を人によらないで認識する必要があり、コロ
トコフ音を検出するためのマイク（前記公開公報明細書
中に直接図示されていない）と、このマイクでコロトコ
フ音を検出したときのカフ圧力を検出するための圧力セ
ンサーという２つのセンサーが不可欠で、血圧計の装置
構成が複雑な上に、被験者の上腕部への装着も面倒であ
る。またコロトコフ音の音量は非常に微弱であるため
に、マイクを血管にうまく位置合わせしないと正確な測
定ができないことに加え、カフ圧を制御する際、あるい
は被験者が腕を動かしたときに生じるマイクと皮膚との
摩擦雑音が誤測定の原因となり易く、さらにコロトコフ
音の弱い被験者ではうまく測定しにくい等、血圧測定を
困難なものにしていた。
を生体信号として利用するのが一般的である。このコロ
トコフ音式血圧計の例としては、特開昭５４−７７１４
８号がある。ところで、この種の装置は、特開昭５４−
７７１４８号においてもそうであるが、コロトコフ音の
発現、消滅を人によらないで認識する必要があり、コロ
トコフ音を検出するためのマイク（前記公開公報明細書
中に直接図示されていない）と、このマイクでコロトコ
フ音を検出したときのカフ圧力を検出するための圧力セ
ンサーという２つのセンサーが不可欠で、血圧計の装置
構成が複雑な上に、被験者の上腕部への装着も面倒であ
る。またコロトコフ音の音量は非常に微弱であるため
に、マイクを血管にうまく位置合わせしないと正確な測
定ができないことに加え、カフ圧を制御する際、あるい
は被験者が腕を動かしたときに生じるマイクと皮膚との
摩擦雑音が誤測定の原因となり易く、さらにコロトコフ
音の弱い被験者ではうまく測定しにくい等、血圧測定を
困難なものにしていた。
そこで、かかる雑音による影響を除去するためコロトコ
フ音によらないで、カフに加えた圧力を徐々に減少させ
る際、該カフ内に発現し、消滅する脈圧振幅を検出して
これをアナログ電気信号に変換し、該信号を増幅した後
その振幅軌跡曲線に基づいて血圧判定する、所謂オシロ
メトリック法なるものが試みられている。このオシロメ
トリックを用いた血圧計の例としては、米国特許４２７
１８４４号がある。しかしこの米国特許４２７１８４４
号に係る血圧計では、検出されたアナログ信号は非常に
微弱であり、しかも被験者による個人差も大きいことか
ら先ず検出信号を低雑音高増幅率のアナログ増幅回路で
前置増幅しなければならない。また、検出信号から血圧
を判定する段では、１チップＣＰＵ等を応用したデジタ
ル情報処理が格段に高い信頼性の血圧判定を可能にして
いることは周知のところで、ＦＩＧ３に示すＴＩ（圧力
変換器）とＦＩＧ５に示すＩＣ（ＡＤ変換器）等のよう
にアナログ系とデジタル系の回路素子を混在させて血圧
計を構成しなければならないから、しばしば両系統の信
号レベルを変換するために余分な回路素子を必要とした
り、このために高価な演算増幅器を用いたＡ／Ｄ変換器
を使用したり、更にはこの微妙なアナログ系にデジタル
系の信号がノイズとして混入して血圧の測定誤りを引き
起こしたり、これを防ぐために２重の電源系統がさらに
複雑化したり、結果として装置が大型化、複雑化する等
の種々の欠点を有していた。
フ音によらないで、カフに加えた圧力を徐々に減少させ
る際、該カフ内に発現し、消滅する脈圧振幅を検出して
これをアナログ電気信号に変換し、該信号を増幅した後
その振幅軌跡曲線に基づいて血圧判定する、所謂オシロ
メトリック法なるものが試みられている。このオシロメ
トリックを用いた血圧計の例としては、米国特許４２７
１８４４号がある。しかしこの米国特許４２７１８４４
号に係る血圧計では、検出されたアナログ信号は非常に
微弱であり、しかも被験者による個人差も大きいことか
ら先ず検出信号を低雑音高増幅率のアナログ増幅回路で
前置増幅しなければならない。また、検出信号から血圧
を判定する段では、１チップＣＰＵ等を応用したデジタ
ル情報処理が格段に高い信頼性の血圧判定を可能にして
いることは周知のところで、ＦＩＧ３に示すＴＩ（圧力
変換器）とＦＩＧ５に示すＩＣ（ＡＤ変換器）等のよう
にアナログ系とデジタル系の回路素子を混在させて血圧
計を構成しなければならないから、しばしば両系統の信
号レベルを変換するために余分な回路素子を必要とした
り、このために高価な演算増幅器を用いたＡ／Ｄ変換器
を使用したり、更にはこの微妙なアナログ系にデジタル
系の信号がノイズとして混入して血圧の測定誤りを引き
起こしたり、これを防ぐために２重の電源系統がさらに
複雑化したり、結果として装置が大型化、複雑化する等
の種々の欠点を有していた。
本発明は上述した従来技術の欠点に鑑みてなされたもの
であって、その目的とする所は、装置よりノイズに影響
されやすい微妙なアナログ部分を一切排除し、好ましく
は主要部の全体が１チップのデジタルＬＳＩで構成され
るようなオシロメトリック式デジタル血圧計を提供する
ことにある。
であって、その目的とする所は、装置よりノイズに影響
されやすい微妙なアナログ部分を一切排除し、好ましく
は主要部の全体が１チップのデジタルＬＳＩで構成され
るようなオシロメトリック式デジタル血圧計を提供する
ことにある。
本発明のオシロメトリック式デジタル血圧計は、上記目
的を達成するため、被験者の要部に装着され、エアーが
注入されることにより動脈流を阻血するカフと、該カフ
内で変化する降下圧と脈圧とを重畳して検出し、これを
デジタル信号に変換する計測部と、該計測部が出力する
カフ圧検出信号を入力信号とし、この入力信号に基づい
て被験者の最高、最低血圧値を演算処理するデジタルデ
ータ処理部と、前記デジタルデータ処理部により算出さ
れた最高、最低血圧値をデジタル表示する表示部とから
なり、 前記計測部は、 一端が前記カフに接続されたパイプと、 該パイプの他端に連結されたダイヤフラムを介し、前記
カフ内の降圧変化を静電容量の変化に変換する静電容量
式圧力センサーと、 該静電容量式圧力センサーの静電容量を発振用のコンデ
ンサとして用い、その容量変化に応じてデジタルパルス
信号を出力するＲＣ発振回路と、 該デジタルパルス信号を入力信号とし、パルス幅に応じ
たカフ圧検出信号を出力する周波数カウンタ又は周期カ
ウンタとを備えて構成し、 前記デジタルデータ処理部は、 血圧測定に有用なデータを抽出するデータ抽出部と、 前記データ抽出部の抽出したデータの内蔵メモリへの書
き込み又は内蔵メモリからの読出しを管理するウインド
ウ制御部と、 前記データ抽出部で抽出した有用データを最高、最低血
圧と判定する血圧判定部と、を備えて構成するようにし
たものである。
的を達成するため、被験者の要部に装着され、エアーが
注入されることにより動脈流を阻血するカフと、該カフ
内で変化する降下圧と脈圧とを重畳して検出し、これを
デジタル信号に変換する計測部と、該計測部が出力する
カフ圧検出信号を入力信号とし、この入力信号に基づい
て被験者の最高、最低血圧値を演算処理するデジタルデ
ータ処理部と、前記デジタルデータ処理部により算出さ
れた最高、最低血圧値をデジタル表示する表示部とから
なり、 前記計測部は、 一端が前記カフに接続されたパイプと、 該パイプの他端に連結されたダイヤフラムを介し、前記
カフ内の降圧変化を静電容量の変化に変換する静電容量
式圧力センサーと、 該静電容量式圧力センサーの静電容量を発振用のコンデ
ンサとして用い、その容量変化に応じてデジタルパルス
信号を出力するＲＣ発振回路と、 該デジタルパルス信号を入力信号とし、パルス幅に応じ
たカフ圧検出信号を出力する周波数カウンタ又は周期カ
ウンタとを備えて構成し、 前記デジタルデータ処理部は、 血圧測定に有用なデータを抽出するデータ抽出部と、 前記データ抽出部の抽出したデータの内蔵メモリへの書
き込み又は内蔵メモリからの読出しを管理するウインド
ウ制御部と、 前記データ抽出部で抽出した有用データを最高、最低血
圧と判定する血圧判定部と、を備えて構成するようにし
たものである。
以下、添付図面に従って本発明に好適なる一実施例を詳
細に説明する。
細に説明する。
第１図は本発明に係る一実施例のデジタル血圧計を示す
ブロック構成図である。図において、１は腕帯（図示せ
ず）のカフ圧を検出してこれをデジタル信号に変換する
計測部、２は計測部１出力のデジタル信号を所定のアル
ゴリズムに従って処理しこれを基に被験者の最高血圧と
最低血圧を判定するデータ処理部、３はデータ処理部２
が判定した最高血圧値と最低血圧値を表示する表示部、
４は被験者に測定終了等を知らせるためのブザーであ
る。
ブロック構成図である。図において、１は腕帯（図示せ
ず）のカフ圧を検出してこれをデジタル信号に変換する
計測部、２は計測部１出力のデジタル信号を所定のアル
ゴリズムに従って処理しこれを基に被験者の最高血圧と
最低血圧を判定するデータ処理部、３はデータ処理部２
が判定した最高血圧値と最低血圧値を表示する表示部、
４は被験者に測定終了等を知らせるためのブザーであ
る。
計測部１は腕帯よりパイプで導いたカフ圧を入力とし、
脈圧振動を含む該カフ圧を直接電気的信号に変換するセ
ンサー５と、圧力センサー５の出力信号に応じた周波数
で発振するＲＣ発振回路６と、ＲＣ発振回路６の発振周
波数を計数する周波数カウンタ７からなっている。
脈圧振動を含む該カフ圧を直接電気的信号に変換するセ
ンサー５と、圧力センサー５の出力信号に応じた周波数
で発振するＲＣ発振回路６と、ＲＣ発振回路６の発振周
波数を計数する周波数カウンタ７からなっている。
データ処理部２はプログラムを内蔵したＲＯＭと、デー
タ処理に必要なＲＡＭと、処理データ入出力のためのＰ
ＩＯ等と共に、１チップ内に納められたセントラルプロ
セッシングユニット（ＣＰＵ）からなり、該データ処理
部２のブロック中には前記プログラムの実行により実現
されるＣＰＵの各種機能ブロックが示されている。これ
らの機能ブロックについて簡単に説明すると、８は計測
部１出力のデジタル信号を所定の間隔でサンプリング入
力するデータ入力部、９は該サンプリング入力データの
うち血圧判定に有用な脈圧振動部分のデータを抽出する
データ抽出部、１０は脈圧振動計測及びそれに基づくデ
ータ処理に必要な時間情報を発生する時間発生部、１１
はデータ抽出部９からの血圧判定に有用な脈圧振動デー
タを記憶するメモリ、１２は容量に限りあるメモリ１１
を有効に使用するため、脈圧振動計測の進行に伴って注
目するデータの範囲を移動させるウインドウ制御部、１
３はウインドウ内にある脈圧振動データの各ピーク値が
描く軌跡を解析して被験者の最高血圧と最低血圧を判定
する血圧判定部である。
タ処理に必要なＲＡＭと、処理データ入出力のためのＰ
ＩＯ等と共に、１チップ内に納められたセントラルプロ
セッシングユニット（ＣＰＵ）からなり、該データ処理
部２のブロック中には前記プログラムの実行により実現
されるＣＰＵの各種機能ブロックが示されている。これ
らの機能ブロックについて簡単に説明すると、８は計測
部１出力のデジタル信号を所定の間隔でサンプリング入
力するデータ入力部、９は該サンプリング入力データの
うち血圧判定に有用な脈圧振動部分のデータを抽出する
データ抽出部、１０は脈圧振動計測及びそれに基づくデ
ータ処理に必要な時間情報を発生する時間発生部、１１
はデータ抽出部９からの血圧判定に有用な脈圧振動デー
タを記憶するメモリ、１２は容量に限りあるメモリ１１
を有効に使用するため、脈圧振動計測の進行に伴って注
目するデータの範囲を移動させるウインドウ制御部、１
３はウインドウ内にある脈圧振動データの各ピーク値が
描く軌跡を解析して被験者の最高血圧と最低血圧を判定
する血圧判定部である。
圧力センサー５は静電容量形であり、電気的取扱い性が
容易で、ＲＣ発振回路６に高周波、高安定の発振特性が
得やすく、コスト的にも安い。第２図（Ａ）は計測部１
の具体例１′を示す図である。図において、腕帯よりパ
イプに導かれたカフ圧の変動は圧力センサー５のダイア
フラムＤに変位を与え、この変位に連動するコンデンサ
Ｃはカフ圧が増すと容量が減少しカフ圧を減少すると容
量が増すように働く。該容量を周波数決定要素とするＲ
Ｃ発振回路６はライン１０１を介して与えられる所定時
間巾のタイミングゲート信号ＴＧがＯＮの間に前記容量
に逆比例する周波数で発振する。このような発振回路６
はデジタルインバータ回路を含む極めて簡単な構成で実
現できる。周波数カウンタ７は同じくタイミングゲート
信号ＴＧがＯＮの間にＲＣ発振回路６出力の発振クロッ
ク信号ＣＬＫを計数し、タイミングゲート信号ＴＧがＯ
ＦＦにされるとその時点のカウント値Ｐをホールドし、
ライン７１に出力する。第２図（Ｂ）は計測部１の上述
した動作を示すタイミングチャートである。図のように
カフ圧が減少から増加に転じると発振クロック信号ＣＬ
Ｋの周波数もこれに比例して減少から増加に転じるよう
になっている。タイミングゲート信号ＴＧは時間発生部
１０から例えば５ｍｓの周期で出力され、周波数カウン
タ７はタイミングゲート信号ＴＧがＯＮである間に発振
クロック信号ＣＬＫのパルス数をカウントし、結果とし
て各ゲートタイミングにカフ圧に応じたカウント値Ｐ1
及びＰ2を計数し、ライン７１に出力する。本実施例装
置は、例えばカフ圧が１００．０ｍｍＨｇのときにカウ
ント値が１０００、可負圧が１０１．４ｍｍＨｇのとき
にカウント値が１０１４になるように構成されており、
該カウント値の１０の位より上がそのまま表示部３に表
示される。
容易で、ＲＣ発振回路６に高周波、高安定の発振特性が
得やすく、コスト的にも安い。第２図（Ａ）は計測部１
の具体例１′を示す図である。図において、腕帯よりパ
イプに導かれたカフ圧の変動は圧力センサー５のダイア
フラムＤに変位を与え、この変位に連動するコンデンサ
Ｃはカフ圧が増すと容量が減少しカフ圧を減少すると容
量が増すように働く。該容量を周波数決定要素とするＲ
Ｃ発振回路６はライン１０１を介して与えられる所定時
間巾のタイミングゲート信号ＴＧがＯＮの間に前記容量
に逆比例する周波数で発振する。このような発振回路６
はデジタルインバータ回路を含む極めて簡単な構成で実
現できる。周波数カウンタ７は同じくタイミングゲート
信号ＴＧがＯＮの間にＲＣ発振回路６出力の発振クロッ
ク信号ＣＬＫを計数し、タイミングゲート信号ＴＧがＯ
ＦＦにされるとその時点のカウント値Ｐをホールドし、
ライン７１に出力する。第２図（Ｂ）は計測部１の上述
した動作を示すタイミングチャートである。図のように
カフ圧が減少から増加に転じると発振クロック信号ＣＬ
Ｋの周波数もこれに比例して減少から増加に転じるよう
になっている。タイミングゲート信号ＴＧは時間発生部
１０から例えば５ｍｓの周期で出力され、周波数カウン
タ７はタイミングゲート信号ＴＧがＯＮである間に発振
クロック信号ＣＬＫのパルス数をカウントし、結果とし
て各ゲートタイミングにカフ圧に応じたカウント値Ｐ1
及びＰ2を計数し、ライン７１に出力する。本実施例装
置は、例えばカフ圧が１００．０ｍｍＨｇのときにカウ
ント値が１０００、可負圧が１０１．４ｍｍＨｇのとき
にカウント値が１０１４になるように構成されており、
該カウント値の１０の位より上がそのまま表示部３に表
示される。
第２図（Ｃ）は計測部１の他の実施例１″を示す図であ
る。同図（Ａ）と同等の構成については同一の番号を付
して説明を省略する。図において、ＲＣ発振回路６はダ
イアフラムＤの変位に連動するコンデンサＣの容量に逆
比例する周波数で常に発振している。一方。周期カウン
タ７″には時間発生部１０よりライン１０１及び１０３
を介してタイミングゲート信号ＴＧと高周波基本クロッ
ク信号ＳＣＫが与えられる。周期カウンタ７″は、タイ
ミングゲート信号ＴＧがＯＮの間にＲＣ発振回路６出力
の発振クロック信号ＣＬＫの立ち上りから立ち上りまで
の基本クロック信号ＳＣＫを計数し、タイミングゲート
信号ＴＧがＯＦＦされるまでに何回か計数した周期のカ
ウント値Ｐ′をその都度ホールドし、ライン７１に出力
する。第２図（Ｄ）は計測部１″の上述した動作を示す
タイミングチャートである。図のようにカフ圧が減少か
ら増加に転じると発振クロック信号ＣＬＫの周波数もこ
れに比例して減少から増加に転じるようになっている。
この場合のタイミングゲート信号ＴＧは時間発生部１０
から例えば２ｍｓの周期で出力され、周期カウンタ７″
は各タイミングゲート信号ＴＧがＯＮの間に発振クロッ
ク信号ＣＬＫの立ち上りから立ち上りまでの基本クロッ
ク信号ＳＣＫを計数し、結果として各ゲートタイミング
にカフ圧を逆比例するようなカウント値Ｐ1′，Ｐ2′，
…を計数し、ライン７１に出力する。データ入力部８は
各ゲートタイミングに受け取ったこれらカウント値
Ｐ1′，Ｐ2′，…の平均をとり、更にその逆数をとって
データ抽出部９に与える。この方法による利益は、例え
ば発振クロック信号ＣＬＫに高い周波数が望めないよう
な場合でも充分な密度でカフ圧をサンプリングできるこ
とである。
る。同図（Ａ）と同等の構成については同一の番号を付
して説明を省略する。図において、ＲＣ発振回路６はダ
イアフラムＤの変位に連動するコンデンサＣの容量に逆
比例する周波数で常に発振している。一方。周期カウン
タ７″には時間発生部１０よりライン１０１及び１０３
を介してタイミングゲート信号ＴＧと高周波基本クロッ
ク信号ＳＣＫが与えられる。周期カウンタ７″は、タイ
ミングゲート信号ＴＧがＯＮの間にＲＣ発振回路６出力
の発振クロック信号ＣＬＫの立ち上りから立ち上りまで
の基本クロック信号ＳＣＫを計数し、タイミングゲート
信号ＴＧがＯＦＦされるまでに何回か計数した周期のカ
ウント値Ｐ′をその都度ホールドし、ライン７１に出力
する。第２図（Ｄ）は計測部１″の上述した動作を示す
タイミングチャートである。図のようにカフ圧が減少か
ら増加に転じると発振クロック信号ＣＬＫの周波数もこ
れに比例して減少から増加に転じるようになっている。
この場合のタイミングゲート信号ＴＧは時間発生部１０
から例えば２ｍｓの周期で出力され、周期カウンタ７″
は各タイミングゲート信号ＴＧがＯＮの間に発振クロッ
ク信号ＣＬＫの立ち上りから立ち上りまでの基本クロッ
ク信号ＳＣＫを計数し、結果として各ゲートタイミング
にカフ圧を逆比例するようなカウント値Ｐ1′，Ｐ2′，
…を計数し、ライン７１に出力する。データ入力部８は
各ゲートタイミングに受け取ったこれらカウント値
Ｐ1′，Ｐ2′，…の平均をとり、更にその逆数をとって
データ抽出部９に与える。この方法による利益は、例え
ば発振クロック信号ＣＬＫに高い周波数が望めないよう
な場合でも充分な密度でカフ圧をサンプリングできるこ
とである。
以上の構成において、以下にその動作を説明する。第３
図は腕帯に加えたカフ圧と血圧との関係を示す図であ
る。一般に行なわれているように、上腕にカフを巻き１
５０〜２００ｍｍＨｇまでカフ圧を上昇させた後徐々に
その圧力を減じると、血管の脈圧運動と加えたカフ圧と
の関係からカフ内に発現し消滅する脈圧振動は、被験者
の最高血圧付近でその振幅が急に増大し最低血圧付近で
振幅の減少が急にゆるやかになる性質がある。本実施例
によれば第２図（Ａ）の計測部１′はこの脈圧振動を直
接電気信号に変換してカフ圧に比例するカウント値Ｐを
得るのであるから、各サンプリングデータＰを時間軸に
そつてプロツトした波形は、第３図に示す如く一定の割
合で減じられるカフ圧に対し発現し消滅する脈圧振動が
重畳された形のカフ圧検出信号Ｖになる。
図は腕帯に加えたカフ圧と血圧との関係を示す図であ
る。一般に行なわれているように、上腕にカフを巻き１
５０〜２００ｍｍＨｇまでカフ圧を上昇させた後徐々に
その圧力を減じると、血管の脈圧運動と加えたカフ圧と
の関係からカフ内に発現し消滅する脈圧振動は、被験者
の最高血圧付近でその振幅が急に増大し最低血圧付近で
振幅の減少が急にゆるやかになる性質がある。本実施例
によれば第２図（Ａ）の計測部１′はこの脈圧振動を直
接電気信号に変換してカフ圧に比例するカウント値Ｐを
得るのであるから、各サンプリングデータＰを時間軸に
そつてプロツトした波形は、第３図に示す如く一定の割
合で減じられるカフ圧に対し発現し消滅する脈圧振動が
重畳された形のカフ圧検出信号Ｖになる。
実施例のデータ処理部２はこのカフ圧検出信号Ｖを解析
して被験者の最高血圧と最低血圧を判定するものであ
り、所謂オシロメトリツク法とも言われる。以下この動
作を第１図に従つて説明すると、先ず計測部１より出力
されるカウント値Ｐはデータ入力部８にサンプリング入
力され、データ抽出部９に送られる。データ抽出部９は
入力データの中から血圧判定に有用な脈圧振動部分のデ
ータを抽出する部分であつてその具体的方法は第４図に
示されている。一般に腕帯に加えられたカフ圧は２〜４
ｍｍＨｇ／ｓｅｃの速度で減圧されるから脈圧振動が無
い部分のカフ圧検出信号Ｖはこの減圧速度に比例した一
定の下降特性を示す。即ち、ある時刻ｔｌでサンプリン
グしたカウント値Ｐｌとし次の時刻ｔｍでサンプリング
したカウント値をＰｍとすると所定のサンプリング間隔
（５ｍＳ）におけるＰｌとＰｍの差はほぼ一定の範囲内
にあるはずである。データ抽出部９はこの部分のデータ
が後に行なう血圧判定に必要ないことからその差が一定
の範囲内にあるものは除去する。図の例でいうと、デー
タ抽出部９はデータＰｌとＰｍの大きさを比較判定した
後にデータＰｌを除去する。データＰｌに先行する同様
のサンプリングデータ群についても同じである。
して被験者の最高血圧と最低血圧を判定するものであ
り、所謂オシロメトリツク法とも言われる。以下この動
作を第１図に従つて説明すると、先ず計測部１より出力
されるカウント値Ｐはデータ入力部８にサンプリング入
力され、データ抽出部９に送られる。データ抽出部９は
入力データの中から血圧判定に有用な脈圧振動部分のデ
ータを抽出する部分であつてその具体的方法は第４図に
示されている。一般に腕帯に加えられたカフ圧は２〜４
ｍｍＨｇ／ｓｅｃの速度で減圧されるから脈圧振動が無
い部分のカフ圧検出信号Ｖはこの減圧速度に比例した一
定の下降特性を示す。即ち、ある時刻ｔｌでサンプリン
グしたカウント値Ｐｌとし次の時刻ｔｍでサンプリング
したカウント値をＰｍとすると所定のサンプリング間隔
（５ｍＳ）におけるＰｌとＰｍの差はほぼ一定の範囲内
にあるはずである。データ抽出部９はこの部分のデータ
が後に行なう血圧判定に必要ないことからその差が一定
の範囲内にあるものは除去する。図の例でいうと、デー
タ抽出部９はデータＰｌとＰｍの大きさを比較判定した
後にデータＰｌを除去する。データＰｌに先行する同様
のサンプリングデータ群についても同じである。
しかし装置使用上の便宜からすると、特に１５０〜２０
０ｍｍＨｇまでカフ圧を上昇させた後徐々にその圧力を
減じる計測開始点までの間は、被験者が表示部３を介し
てカフ圧の変化を読み取れることが望ましい。よつてこ
の区間のサンプリングデータについては適当な間隔で抽
出され、ウインドウ制御部１２及び血圧判定部１３を介
して表示部３に送られ、表示される。
０ｍｍＨｇまでカフ圧を上昇させた後徐々にその圧力を
減じる計測開始点までの間は、被験者が表示部３を介し
てカフ圧の変化を読み取れることが望ましい。よつてこ
の区間のサンプリングデータについては適当な間隔で抽
出され、ウインドウ制御部１２及び血圧判定部１３を介
して表示部３に送られ、表示される。
さて、データ抽出部９は次の時刻ｔｎにおいてサンプリ
ングデータＰｎを受け取る。そしてこのデータＰｎとＰ
ｍの大きさを比較することによりカフ圧検出信号Ｖが前
記一定の下降特性から脱し、上昇に転じたことを知る。
勿論、上述した処理はいくつかの連続したサンプリング
データＰｌ，Ｐｍ，Ｐｎ，…をプロツトしておき、その
傾きの変化をたどるようにして判断をすれば更に精度の
よい検出が得られることは明らかである。この点につい
ては以下も同様である。データ抽出部９はこれを脈圧振
動の開始点と判断しウインドウ制御部１２を介してサン
プリングデータＰｍをメモリ１１のバツフアエリアに一
時記憶させる。引き続き脈圧振動部分に現れる各サンプ
リングデータの大きさは、該データＰｍに始まつて所定
勾配範囲内の上昇を示し、頂点に達した後下降に転じ、
更に所定勾配範囲内の下降を示した後サンプリングデー
タＰｔに達する。データ抽出部９は上述した部分のデー
タ変化を調べながらこれらをメモリ１１のバツフアエリ
アに記憶させる。次の時点でサンプリングデータＰｕを
受け取る。そしてデータＰｔとＰｕを比較することによ
りこれがカフの減圧による一定の下降特性の範囲内に入
つたことを知ると、サンプリングデータＰｕを除去す
る。データＰｕに後続する同様のサンプリングデータ群
についても同じである。このようにしてカフ圧検出信号
Ｖより血圧判定に有用な部分の脈圧降幅信号Ａ１，
Ａ２，…が抽出されるわけである。尚、データ抽出部９
において処理に必要となる時間情報は時間発生部１０よ
りライン１０２を介して与えられる。
ングデータＰｎを受け取る。そしてこのデータＰｎとＰ
ｍの大きさを比較することによりカフ圧検出信号Ｖが前
記一定の下降特性から脱し、上昇に転じたことを知る。
勿論、上述した処理はいくつかの連続したサンプリング
データＰｌ，Ｐｍ，Ｐｎ，…をプロツトしておき、その
傾きの変化をたどるようにして判断をすれば更に精度の
よい検出が得られることは明らかである。この点につい
ては以下も同様である。データ抽出部９はこれを脈圧振
動の開始点と判断しウインドウ制御部１２を介してサン
プリングデータＰｍをメモリ１１のバツフアエリアに一
時記憶させる。引き続き脈圧振動部分に現れる各サンプ
リングデータの大きさは、該データＰｍに始まつて所定
勾配範囲内の上昇を示し、頂点に達した後下降に転じ、
更に所定勾配範囲内の下降を示した後サンプリングデー
タＰｔに達する。データ抽出部９は上述した部分のデー
タ変化を調べながらこれらをメモリ１１のバツフアエリ
アに記憶させる。次の時点でサンプリングデータＰｕを
受け取る。そしてデータＰｔとＰｕを比較することによ
りこれがカフの減圧による一定の下降特性の範囲内に入
つたことを知ると、サンプリングデータＰｕを除去す
る。データＰｕに後続する同様のサンプリングデータ群
についても同じである。このようにしてカフ圧検出信号
Ｖより血圧判定に有用な部分の脈圧降幅信号Ａ１，
Ａ２，…が抽出されるわけである。尚、データ抽出部９
において処理に必要となる時間情報は時間発生部１０よ
りライン１０２を介して与えられる。
更にデータ抽出部９は上述した脈圧振幅信号検出後に他
の諸条件を判断する。例えば、ある脈圧振幅信号Ａ２は
それに先行する脈圧振幅信号Ａ１から被験者の心拍数等
で決まるほぼ所定の時間間隔Ｔｄ付近で発生するはずで
あるから、この時間Ｔｄよりも極端に短い時点で、或い
は極端に長い時点で発生する振幅信号のデータは通常ノ
イズであり、血圧判定に無用であるという理由で除去さ
れる。時間間隔Ｔｄは最初ある値に設定され、脈圧振幅
信号がいくつか検出されるとその平均間隔を求める等し
い被験者に応じた値に変更され、妥当な値に近づく。ま
た、先行する脈圧振幅信号Ａ１又は複数の脈圧振幅信号
に比較して極端に振幅の大きい、或いは極端に振幅の小
さい振幅信号のデータも同様の理由で除去される。更に
また振幅信号の巾が所定の大きさを越えないようなもの
も通常ノイズであり、それがカフ圧の前記一定下降特性
内に生ずるときは除去され、それが有効な脈圧振幅信号
内に表われるときは滑らかにされる等の補正がされる。
このように、データ抽出部９は既知の下降特性を示すカ
フ減圧の部分のデータを除去し、被験者が腕を動かした
とき等に生ずるノイズ部分のデータを除去するから、結
果としてメモリ１１には血圧判定に有用な脈圧振幅信号
のみが記憶され、相当数のメモリが節約されることにな
る。尚、データ抽出部９は脈圧振幅信号Ａを検出した後
に、更にその中のピークに相当するデータのみを取り出
すようにしてもよい。こうすることで更にメモリの節約
が図れるからである。
の諸条件を判断する。例えば、ある脈圧振幅信号Ａ２は
それに先行する脈圧振幅信号Ａ１から被験者の心拍数等
で決まるほぼ所定の時間間隔Ｔｄ付近で発生するはずで
あるから、この時間Ｔｄよりも極端に短い時点で、或い
は極端に長い時点で発生する振幅信号のデータは通常ノ
イズであり、血圧判定に無用であるという理由で除去さ
れる。時間間隔Ｔｄは最初ある値に設定され、脈圧振幅
信号がいくつか検出されるとその平均間隔を求める等し
い被験者に応じた値に変更され、妥当な値に近づく。ま
た、先行する脈圧振幅信号Ａ１又は複数の脈圧振幅信号
に比較して極端に振幅の大きい、或いは極端に振幅の小
さい振幅信号のデータも同様の理由で除去される。更に
また振幅信号の巾が所定の大きさを越えないようなもの
も通常ノイズであり、それがカフ圧の前記一定下降特性
内に生ずるときは除去され、それが有効な脈圧振幅信号
内に表われるときは滑らかにされる等の補正がされる。
このように、データ抽出部９は既知の下降特性を示すカ
フ減圧の部分のデータを除去し、被験者が腕を動かした
とき等に生ずるノイズ部分のデータを除去するから、結
果としてメモリ１１には血圧判定に有用な脈圧振幅信号
のみが記憶され、相当数のメモリが節約されることにな
る。尚、データ抽出部９は脈圧振幅信号Ａを検出した後
に、更にその中のピークに相当するデータのみを取り出
すようにしてもよい。こうすることで更にメモリの節約
が図れるからである。
ウインドウ制御部１２はメモリ１１へのデータ書込と読
出を管理すると共に、容量に限りあるメモリ１１を有効
に使用するため、計測進行に伴つて血圧判定部１３の注
目すべきデータの範囲（ウインドウ）を移動させるよう
に働く。かかるウインドウ制御部１２の動作は血圧判定
部１３の動作と連動するものであるから、先ずこの点を
第５図に従つて説明する。第５図は時間軸に対する脈圧
振幅信号の大きさの変化を示す図である。さて、第４図
の脈圧振幅信号Ａ１，Ａ２…よりカフ減圧に基づく下降
成分を差し引いた信号をＡ１′，Ａ２′…とし、これら
を時間軸にそつて並べると第５図のようになる。そして
各脈圧振幅信号Ａ１′からＡｍ′に至る信号振幅のピー
ク値をプロツトしてゆくと脈圧振幅信号の大きさの変化
を示す軌跡Ｙが得られる。以下、説明の便宜より脈圧振
幅信号としてはＡ１′，Ａ２′…を用いることにする。
ウインドウ制御部１２は計測進行に伴つて入力される脈
圧振幅信号Ａ１′，Ａ２′…のデータを順次メモリ１１
に記憶し、順次有効データが蓄積されている領域（ウイ
ンドウ）Ｗを広げていく。そしてある時点におけるウイ
ンドウの大きさはＷ１である。一方このウインドウＷ１
内のデータはライン１２１を介して血圧判定部１３にも
与えられ、該判定部１３はこれに基づいて被験者の最高
血圧を判定しようとする。前述した如く脈圧振幅信号Ａ
１′，Ａ２′…のピーク値は被験者の最高血圧の所で急
な上昇を示す性質があるから、血圧判定部１３は軌跡Ｙ
の傾きを調べ、例えば先ず図のＰａ′点を最高血圧と判
定し、ライン１３２を介して表示部３に最高血圧値ｍａ
ｘ（本実施例の場合はその時点のカウント値Ｐがそのま
ま血圧値を表わすようになつている）を送り、表示をホ
ールドする。またウインドウ制御部１２は引き続き入力
される脈圧振幅信号のデータを蓄積し、ウインドウの大
きさを広げる。そして次のある時点におけるウインドウ
の大きさはＷ２である。しかしこの時点で血圧判定部１
３は再び軌跡Ｙの急な上昇の変化を示すＰａ点を発見す
る。そこで血圧判定部１３はＰａ′点近傍の勾配の変化
とＰａ点近傍の勾配の変化を比較し、且つこの時点まで
に記憶された軌跡Ｙの最高値がいくつであるかを調べ、
更に他の諸条件、例えばＰａ点近傍にノイズ的な振幅の
変化を示すものがあるか否か等の条件を判定し、最終的
にどちらが真の最高血圧点かを判定する。そしてもしＰ
ａ点が妥当なら表示部３の最高血圧値表示を更新し、ホ
ールドする。このように血圧判定部１３は常にウインド
ウ内の全データをモニタできるから最終的に信頼性の高
い判定を行なうことができる。
出を管理すると共に、容量に限りあるメモリ１１を有効
に使用するため、計測進行に伴つて血圧判定部１３の注
目すべきデータの範囲（ウインドウ）を移動させるよう
に働く。かかるウインドウ制御部１２の動作は血圧判定
部１３の動作と連動するものであるから、先ずこの点を
第５図に従つて説明する。第５図は時間軸に対する脈圧
振幅信号の大きさの変化を示す図である。さて、第４図
の脈圧振幅信号Ａ１，Ａ２…よりカフ減圧に基づく下降
成分を差し引いた信号をＡ１′，Ａ２′…とし、これら
を時間軸にそつて並べると第５図のようになる。そして
各脈圧振幅信号Ａ１′からＡｍ′に至る信号振幅のピー
ク値をプロツトしてゆくと脈圧振幅信号の大きさの変化
を示す軌跡Ｙが得られる。以下、説明の便宜より脈圧振
幅信号としてはＡ１′，Ａ２′…を用いることにする。
ウインドウ制御部１２は計測進行に伴つて入力される脈
圧振幅信号Ａ１′，Ａ２′…のデータを順次メモリ１１
に記憶し、順次有効データが蓄積されている領域（ウイ
ンドウ）Ｗを広げていく。そしてある時点におけるウイ
ンドウの大きさはＷ１である。一方このウインドウＷ１
内のデータはライン１２１を介して血圧判定部１３にも
与えられ、該判定部１３はこれに基づいて被験者の最高
血圧を判定しようとする。前述した如く脈圧振幅信号Ａ
１′，Ａ２′…のピーク値は被験者の最高血圧の所で急
な上昇を示す性質があるから、血圧判定部１３は軌跡Ｙ
の傾きを調べ、例えば先ず図のＰａ′点を最高血圧と判
定し、ライン１３２を介して表示部３に最高血圧値ｍａ
ｘ（本実施例の場合はその時点のカウント値Ｐがそのま
ま血圧値を表わすようになつている）を送り、表示をホ
ールドする。またウインドウ制御部１２は引き続き入力
される脈圧振幅信号のデータを蓄積し、ウインドウの大
きさを広げる。そして次のある時点におけるウインドウ
の大きさはＷ２である。しかしこの時点で血圧判定部１
３は再び軌跡Ｙの急な上昇の変化を示すＰａ点を発見す
る。そこで血圧判定部１３はＰａ′点近傍の勾配の変化
とＰａ点近傍の勾配の変化を比較し、且つこの時点まで
に記憶された軌跡Ｙの最高値がいくつであるかを調べ、
更に他の諸条件、例えばＰａ点近傍にノイズ的な振幅の
変化を示すものがあるか否か等の条件を判定し、最終的
にどちらが真の最高血圧点かを判定する。そしてもしＰ
ａ点が妥当なら表示部３の最高血圧値表示を更新し、ホ
ールドする。このように血圧判定部１３は常にウインド
ウ内の全データをモニタできるから最終的に信頼性の高
い判定を行なうことができる。
血圧判定部１３が最高血圧点を判定した旨はライン１３
１を介してウインドウ制御部１２にも知らされる。ウイ
ンドウ制御部１２は新たな最高血圧点Ｐａが判定される
ことを知ると、自己の蓄積容量にも鑑み、もはやＰａ′
点を含むそれ以前のデータの中には最高血圧が存在し得
ないのであるなら、その部分のデータをメモリ１１から
消去する。データを消去する判断にはこの時点までに記
憶された軌跡Ｙの最高値がいくつであるかが重要な意味
を持つ。一般に軌跡Ｙのピークに相当する値は被験者に
よつて異り、本実施例装置の最高血圧判定のためにも重
要な意味を持つ。即ち、軌跡Ｙのピークが相対的に大き
ければ最高血圧点の特徴を示す脈圧振幅信号も大きくな
る傾向があるからである。従つてこの時点までに記憶さ
れた軌跡Ｙの最高値に比べてＰａ′点の脈圧振幅が十分
に小さいものであるなら、その部分までのデータはメモ
リ１１から消去される。よつて新たなウインドウの大き
さはＷ２からＷ２′を除いた部分になる。
１を介してウインドウ制御部１２にも知らされる。ウイ
ンドウ制御部１２は新たな最高血圧点Ｐａが判定される
ことを知ると、自己の蓄積容量にも鑑み、もはやＰａ′
点を含むそれ以前のデータの中には最高血圧が存在し得
ないのであるなら、その部分のデータをメモリ１１から
消去する。データを消去する判断にはこの時点までに記
憶された軌跡Ｙの最高値がいくつであるかが重要な意味
を持つ。一般に軌跡Ｙのピークに相当する値は被験者に
よつて異り、本実施例装置の最高血圧判定のためにも重
要な意味を持つ。即ち、軌跡Ｙのピークが相対的に大き
ければ最高血圧点の特徴を示す脈圧振幅信号も大きくな
る傾向があるからである。従つてこの時点までに記憶さ
れた軌跡Ｙの最高値に比べてＰａ′点の脈圧振幅が十分
に小さいものであるなら、その部分までのデータはメモ
リ１１から消去される。よつて新たなウインドウの大き
さはＷ２からＷ２′を除いた部分になる。
ウインドウ制御部１２は更に入力データの蓄積を続け、
ある時点におけるウインドウの大きさはＷｌである。一
方血圧判定部１３はこの時点で軌跡Ｙが上昇から下降に
転じ、更に所定範囲内の下降特性部分に入つていること
を検出し、ライン１３１を介してその旨をウインドウ制
御部１２に知らせる。ウインドウ制御部１２はこの知ら
せを受けることにより今後は最高血圧判定の可能性がな
いことを知るから、軌跡Ｙのピークに相当する部分のデ
ータを残してそれ以前のデータをメモリ１１から消去す
る。勿論、軌跡Ｙのピークに相当する値を他に保存する
なら前記軌跡Ｙのピークに相当する部分のデータを消去
してもよい。軌跡Ｙのピーク値は最低血圧判定のために
も重要な意味を持つからである。従つて新たなウインド
ウの大きさはＷｌからＷｌ′を除いた部分である。
ある時点におけるウインドウの大きさはＷｌである。一
方血圧判定部１３はこの時点で軌跡Ｙが上昇から下降に
転じ、更に所定範囲内の下降特性部分に入つていること
を検出し、ライン１３１を介してその旨をウインドウ制
御部１２に知らせる。ウインドウ制御部１２はこの知ら
せを受けることにより今後は最高血圧判定の可能性がな
いことを知るから、軌跡Ｙのピークに相当する部分のデ
ータを残してそれ以前のデータをメモリ１１から消去す
る。勿論、軌跡Ｙのピークに相当する値を他に保存する
なら前記軌跡Ｙのピークに相当する部分のデータを消去
してもよい。軌跡Ｙのピーク値は最低血圧判定のために
も重要な意味を持つからである。従つて新たなウインド
ウの大きさはＷｌからＷｌ′を除いた部分である。
尚、実際には軌跡Ｙのピークが検出（認識）されると、
第５図示で振幅ウインドウＦＷで示したデータ取込み範
囲が決定され、例えば同図でＰ″ａ点で示した軌跡Ｙの
ピークに近い軌跡Ｙの急な上昇を示す点のデータが除去
され、振幅ウインドウＦＷ内の最高血圧値を示す値を真
の値とする。これは、被験者によつては軌跡Ｙのピーク
に近い所で誤信号となるＰ″ａ点が観測される場合があ
り、経験的、実験的に軌跡Ｙのピークの振幅絶対値に対
する比率を予め定めて振幅ウインドウＦＷを決定するこ
とによつて達成される。
第５図示で振幅ウインドウＦＷで示したデータ取込み範
囲が決定され、例えば同図でＰ″ａ点で示した軌跡Ｙの
ピークに近い軌跡Ｙの急な上昇を示す点のデータが除去
され、振幅ウインドウＦＷ内の最高血圧値を示す値を真
の値とする。これは、被験者によつては軌跡Ｙのピーク
に近い所で誤信号となるＰ″ａ点が観測される場合があ
り、経験的、実験的に軌跡Ｙのピークの振幅絶対値に対
する比率を予め定めて振幅ウインドウＦＷを決定するこ
とによつて達成される。
更に計測処理を続け、ある時点におけるウインドウの大
きさはＷｍである。血圧判定部１３はこのウインドウＷ
ｍ内にあるデータから軌跡Ｙの下降が急な部分から緩や
かな部分に変化する点Ｐｂを検出してこの点を最低血圧
と判定し、ライン１３３を介して表示部３に最低血圧値
ｍｉｎを送り、表示をホールドする。更に計測処理を続
け、新たな最低血圧を示す点Ｐｂ′が検出されたときは
何れが真の最低血圧であるかを判定する上で再び軌跡Ｙ
のピークに相当する値との比が重要な意味を持つてく
る。即ち、本実施例では最低血圧点Ｐｂ′の振幅が軌跡
Ｙのピーク値に比べて極端に小さいときは最低血圧判定
の更新はなされないのである。このことはウインドウＷ
ｍを広げる処理についても言える。即ち、例えばウイン
ドウＷｍに新たに蓄積されるデータＡｌ′の大きさが軌
跡Ｙのピーク値に比べて十分に小さい値になつていると
きは、もはやそれ以上のデータをメモリ１１に蓄積する
必要はないからである。そしてこの状態は後述する計測
終了の判定要件にもなつている。従つて血圧判定部１３
は最低血圧を表示した後に計測終了の要件を満足する
と、ライン１３４を介してブザー４を鳴動させ、被験者
に測定終了を知らせる。尚、上述した説明では、新たな
脈圧振幅信号の蓄積によりウインドウＷが広げられ血圧
判定に不要になつたデータは所定の判断の下に消去され
るから、ウインドウＷの大きさは一定でないが血圧判定
部は必要なデータを何時でも逆のぼれる利点がり、メモ
リ節約の効果もあり、血圧判定の信頼性が向上する。
きさはＷｍである。血圧判定部１３はこのウインドウＷ
ｍ内にあるデータから軌跡Ｙの下降が急な部分から緩や
かな部分に変化する点Ｐｂを検出してこの点を最低血圧
と判定し、ライン１３３を介して表示部３に最低血圧値
ｍｉｎを送り、表示をホールドする。更に計測処理を続
け、新たな最低血圧を示す点Ｐｂ′が検出されたときは
何れが真の最低血圧であるかを判定する上で再び軌跡Ｙ
のピークに相当する値との比が重要な意味を持つてく
る。即ち、本実施例では最低血圧点Ｐｂ′の振幅が軌跡
Ｙのピーク値に比べて極端に小さいときは最低血圧判定
の更新はなされないのである。このことはウインドウＷ
ｍを広げる処理についても言える。即ち、例えばウイン
ドウＷｍに新たに蓄積されるデータＡｌ′の大きさが軌
跡Ｙのピーク値に比べて十分に小さい値になつていると
きは、もはやそれ以上のデータをメモリ１１に蓄積する
必要はないからである。そしてこの状態は後述する計測
終了の判定要件にもなつている。従つて血圧判定部１３
は最低血圧を表示した後に計測終了の要件を満足する
と、ライン１３４を介してブザー４を鳴動させ、被験者
に測定終了を知らせる。尚、上述した説明では、新たな
脈圧振幅信号の蓄積によりウインドウＷが広げられ血圧
判定に不要になつたデータは所定の判断の下に消去され
るから、ウインドウＷの大きさは一定でないが血圧判定
部は必要なデータを何時でも逆のぼれる利点がり、メモ
リ節約の効果もあり、血圧判定の信頼性が向上する。
第６図はデータ処理部２において行なわれる上述した血
圧判定処理の主実行手順を示すフローチヤートである。
ステツプＳ１ではデータ入力部８がカウント値Ｐを入力
する。ステツプＳ２では後述するデータ抽出処理を行な
う。即ちカフ減圧にそつて一定の下降特性を示す部分の
データが取り除かれる。ステツプＳ３ではデータ抽出部
９が血圧判定に有用な脈圧振幅信号Ａを抽出したか否か
を判別する。該判別がＮＯのときは処理を抜けて次のサ
ンプリングデータを待ち、脈圧振幅信号Ａが得られるま
で上述の処理を繰り返す。またステツプＳ３の判別がＹ
ＥＳになるとステツプＳ４に進みウインドウ制御部１２
を介して脈圧振幅信号Ａをメモリ１１の先行する脈圧振
幅信号の後に蓄積する。ステツプＳ５で後述する血圧判
定・表示処理を行なう。即ち、新たに蓄積された脈圧振
幅信号Ａを含めて最大又は最低の血圧判定を行ない、判
定があれば血圧の表示をしてホールドする。ステツプＳ
６では後述するウインドウ処理を行ない、血圧判定に不
要なデータを消去してメモリの節約を図る。ステツプＳ
７では計測終了か否かを判別する。計測の後半において
メモリ１１に蓄積される脈圧振幅信号Ａの大きさが軌跡
Ｙのピーク値に比べて所定範囲より小さい値になつてい
ると計測終了と判別される。計測終了のときはステツプ
Ｓ８に進みブザー４を鳴動させて被験者に測定終了を知
らせる。計測終了でないときは処理を抜けて次のサンプ
リングデータを待つ。
圧判定処理の主実行手順を示すフローチヤートである。
ステツプＳ１ではデータ入力部８がカウント値Ｐを入力
する。ステツプＳ２では後述するデータ抽出処理を行な
う。即ちカフ減圧にそつて一定の下降特性を示す部分の
データが取り除かれる。ステツプＳ３ではデータ抽出部
９が血圧判定に有用な脈圧振幅信号Ａを抽出したか否か
を判別する。該判別がＮＯのときは処理を抜けて次のサ
ンプリングデータを待ち、脈圧振幅信号Ａが得られるま
で上述の処理を繰り返す。またステツプＳ３の判別がＹ
ＥＳになるとステツプＳ４に進みウインドウ制御部１２
を介して脈圧振幅信号Ａをメモリ１１の先行する脈圧振
幅信号の後に蓄積する。ステツプＳ５で後述する血圧判
定・表示処理を行なう。即ち、新たに蓄積された脈圧振
幅信号Ａを含めて最大又は最低の血圧判定を行ない、判
定があれば血圧の表示をしてホールドする。ステツプＳ
６では後述するウインドウ処理を行ない、血圧判定に不
要なデータを消去してメモリの節約を図る。ステツプＳ
７では計測終了か否かを判別する。計測の後半において
メモリ１１に蓄積される脈圧振幅信号Ａの大きさが軌跡
Ｙのピーク値に比べて所定範囲より小さい値になつてい
ると計測終了と判別される。計測終了のときはステツプ
Ｓ８に進みブザー４を鳴動させて被験者に測定終了を知
らせる。計測終了でないときは処理を抜けて次のサンプ
リングデータを待つ。
第７図はデータ抽出処理手順を示すフローチヤートであ
る。ステツプＳ２１ではデータ抽出フラグがＯＮか否か
を判別を行なう。計測開始時には初期化によりデータ抽
出フラグはリセツトされている。従つて処理はステツプ
Ｓ２２に進みカフ圧検出信号Ｖの勾配検査を行なう。ス
テツプＳ２３では該信号Ｖがカフ減圧による一定の下降
特性から所定範囲内の上昇勾配に変化したか否かを判別
する。該判別がＮＯのときはそのまま処理を抜け、次の
サンプリングデータを待つ。該判別がＹＥＳのときはこ
の点を脈圧振幅信号Ａの開始点と判断し、ステツプＳ２
４で当該サンプリングデータをメモリ１１のバツフアエ
リアにストアする。ステツプＳ２５では続く一連のサン
プリングデータが脈圧振幅信号である旨を示すためデー
タ抽出フラグをＯＮにする。次のサンプリングデータか
らはステツプＳ２６の処理に進む。ステツプＳ２６では
入力データをバツフアエリアにストアする。ステツプＳ
２７では脈圧振幅信号の後端を検出するためカフ圧検出
信号Ｖの勾配検査を行なう。ステツプＳ２８では急な下
降特性からカフ減圧による一定の下降特性に変化したか
否かを判別する。該判別がＮＯのときはそのまま処理を
抜け、バツフアエリアへの蓄積を続ける。ステツプＳ２
８の判別がＹＥＳになると脈圧振幅信号Ａを検出したこ
とになる。ステツプＳ２９ではデータ抽出フラグをＯＦ
Ｆにし、ステツプＳ３０では検出した脈圧振幅信号Ａに
ついてこれに先行する脈圧振幅信号との振幅比、脈間隔
等の検査を行なう。ステツプＳ３１では検査の結果脈圧
振幅信号Ａがノイズ信号か否かを判別する。ノイズ信号
と判別したときはステツプＳ３２に進みバツフアエリア
をクリアする。またノイズ信号でないときはステツプＳ
３３に進み脈圧振幅信号検出フラグをＯＮにする。
る。ステツプＳ２１ではデータ抽出フラグがＯＮか否か
を判別を行なう。計測開始時には初期化によりデータ抽
出フラグはリセツトされている。従つて処理はステツプ
Ｓ２２に進みカフ圧検出信号Ｖの勾配検査を行なう。ス
テツプＳ２３では該信号Ｖがカフ減圧による一定の下降
特性から所定範囲内の上昇勾配に変化したか否かを判別
する。該判別がＮＯのときはそのまま処理を抜け、次の
サンプリングデータを待つ。該判別がＹＥＳのときはこ
の点を脈圧振幅信号Ａの開始点と判断し、ステツプＳ２
４で当該サンプリングデータをメモリ１１のバツフアエ
リアにストアする。ステツプＳ２５では続く一連のサン
プリングデータが脈圧振幅信号である旨を示すためデー
タ抽出フラグをＯＮにする。次のサンプリングデータか
らはステツプＳ２６の処理に進む。ステツプＳ２６では
入力データをバツフアエリアにストアする。ステツプＳ
２７では脈圧振幅信号の後端を検出するためカフ圧検出
信号Ｖの勾配検査を行なう。ステツプＳ２８では急な下
降特性からカフ減圧による一定の下降特性に変化したか
否かを判別する。該判別がＮＯのときはそのまま処理を
抜け、バツフアエリアへの蓄積を続ける。ステツプＳ２
８の判別がＹＥＳになると脈圧振幅信号Ａを検出したこ
とになる。ステツプＳ２９ではデータ抽出フラグをＯＦ
Ｆにし、ステツプＳ３０では検出した脈圧振幅信号Ａに
ついてこれに先行する脈圧振幅信号との振幅比、脈間隔
等の検査を行なう。ステツプＳ３１では検査の結果脈圧
振幅信号Ａがノイズ信号か否かを判別する。ノイズ信号
と判別したときはステツプＳ３２に進みバツフアエリア
をクリアする。またノイズ信号でないときはステツプＳ
３３に進み脈圧振幅信号検出フラグをＯＮにする。
第８図は血圧判定・表示処理手順を示すフローチヤート
である。ステツプＳ５１では最低血圧判定モードか否か
を判別する。計測開始時には最高血圧を判定するのであ
るから該判別はＮＯである。処理はステツプＳ５２に進
み軌跡Ｙの上昇勾配を検査する。ステツプＳ５３では軌
跡Ｙに最高血圧を示すような特徴点があるか否かを判別
する。特徴点があるときはステツプＳ５４で最高血圧値
の表示をホールドし、ステツプＳ５５で最高血圧判定フ
ラグをＯＮにする。該フラグはウインドウ処理部１２に
おけるデータ消去実行の可否判断に使用される。またス
テツプＳ５３の判別で特徴点がないときはステツプＳ５
４とＳ５５の処理をスキツプする。ステツプＳ５６では
軌跡Ｙのピーク勾配を検査する。ステツプＳ５７では軌
跡Ｙが上昇から下降に転じたか否かを判別する。該判別
がＹＥＳのときはステツプＳ５８に進んで最低血圧判定
モードをＯＮにし、ステツプＳ５９でピーク判定フラグ
をＯＮにする。またステツプＳ５７の判別がピーク勾配
でないときはステツプＳ５８とＳ５９の処理をスキツプ
する。次に最低血圧判定（フラグ）モードがＯＮにされ
た後はステツプＳ６０に進む。ステツプＳ６０では軌跡
Ｙの下降勾配を検査し、ステツプＳ６１では急な下降か
ら緩やかな下降に変化したか否かを判別する。該判別が
ＹＥＳのときはステツプＳ６２に進んで最低血圧値を表
示ホールドし、ステツプＳ６３で最低血圧判定フラグを
ＯＮにする。またステツプＳ６１の判別がＮＯのときは
ステツプＳ６２とＳ６３の処理をスキツプする。
である。ステツプＳ５１では最低血圧判定モードか否か
を判別する。計測開始時には最高血圧を判定するのであ
るから該判別はＮＯである。処理はステツプＳ５２に進
み軌跡Ｙの上昇勾配を検査する。ステツプＳ５３では軌
跡Ｙに最高血圧を示すような特徴点があるか否かを判別
する。特徴点があるときはステツプＳ５４で最高血圧値
の表示をホールドし、ステツプＳ５５で最高血圧判定フ
ラグをＯＮにする。該フラグはウインドウ処理部１２に
おけるデータ消去実行の可否判断に使用される。またス
テツプＳ５３の判別で特徴点がないときはステツプＳ５
４とＳ５５の処理をスキツプする。ステツプＳ５６では
軌跡Ｙのピーク勾配を検査する。ステツプＳ５７では軌
跡Ｙが上昇から下降に転じたか否かを判別する。該判別
がＹＥＳのときはステツプＳ５８に進んで最低血圧判定
モードをＯＮにし、ステツプＳ５９でピーク判定フラグ
をＯＮにする。またステツプＳ５７の判別がピーク勾配
でないときはステツプＳ５８とＳ５９の処理をスキツプ
する。次に最低血圧判定（フラグ）モードがＯＮにされ
た後はステツプＳ６０に進む。ステツプＳ６０では軌跡
Ｙの下降勾配を検査し、ステツプＳ６１では急な下降か
ら緩やかな下降に変化したか否かを判別する。該判別が
ＹＥＳのときはステツプＳ６２に進んで最低血圧値を表
示ホールドし、ステツプＳ６３で最低血圧判定フラグを
ＯＮにする。またステツプＳ６１の判別がＮＯのときは
ステツプＳ６２とＳ６３の処理をスキツプする。
第９図はウインドウ処理手順を示すフローチヤートであ
る。ステツプＳ７１では最高血圧判定フラグがＯＮか否
かを判別し、ＹＥＳであればステツプＳ７２に進んで最
高血圧判定フラグをＯＦＦにする。ステツプＳ７３では
先行する脈圧振幅データに消去してもよいものがあるか
否かを判別し、ＹＥＳであればステツプＳ７４で該当デ
ータを消去する。消去できるデータがないときはステツ
プＳ７４の処理をスキツプする。また、ステツプＳ７１
の判別で最高血圧判定フラグがＯＮでないときはステツ
プＳ７５でピーク判別フラグがＯＮか否かの判別をす
る。ピーク判定フラグがＯＮのときはステツプＳ７６で
ピーク判定フラグをＯＦＦにし、ステツプＳ７７で最低
血圧判定に不要なデータを消去する。更にまた、ステツ
プＳ７５の判別でピーク判定フラグがＯＮでないときは
ステツプＳ７８で最低血圧判定フラグがＯＮか否かを判
別する。最低血圧判定フラグがＯＮのときはステツプＳ
７９で最低血圧判定フラグをＯＦＦにする。ステツプＳ
８０では先行する脈圧振幅データに消去してもよいもの
があるか否かを判別し、ＹＥＳであればステツプＳ８１
で該当データを消去する。消去できるデータがないとき
はステツプＳ８１の処理をスキツプする。更にまた、ス
テツプＳ７８の判別で最低血圧判定フラグもＯＮでない
ときはそのままステツプＳ８２に進む。ステツプＳ８２
では軌跡Ｙのピーク値と脈圧振幅信号の最新入力の大き
さを比較し、ステツプＳ８３では脈圧振幅信号の大きさ
が所定範囲より小さいか否かを判別する。小さいときは
ステツプ８４に進み計測終了フラグをＯＮする。また小
さくないときはそのまま処理を抜ける。
る。ステツプＳ７１では最高血圧判定フラグがＯＮか否
かを判別し、ＹＥＳであればステツプＳ７２に進んで最
高血圧判定フラグをＯＦＦにする。ステツプＳ７３では
先行する脈圧振幅データに消去してもよいものがあるか
否かを判別し、ＹＥＳであればステツプＳ７４で該当デ
ータを消去する。消去できるデータがないときはステツ
プＳ７４の処理をスキツプする。また、ステツプＳ７１
の判別で最高血圧判定フラグがＯＮでないときはステツ
プＳ７５でピーク判別フラグがＯＮか否かの判別をす
る。ピーク判定フラグがＯＮのときはステツプＳ７６で
ピーク判定フラグをＯＦＦにし、ステツプＳ７７で最低
血圧判定に不要なデータを消去する。更にまた、ステツ
プＳ７５の判別でピーク判定フラグがＯＮでないときは
ステツプＳ７８で最低血圧判定フラグがＯＮか否かを判
別する。最低血圧判定フラグがＯＮのときはステツプＳ
７９で最低血圧判定フラグをＯＦＦにする。ステツプＳ
８０では先行する脈圧振幅データに消去してもよいもの
があるか否かを判別し、ＹＥＳであればステツプＳ８１
で該当データを消去する。消去できるデータがないとき
はステツプＳ８１の処理をスキツプする。更にまた、ス
テツプＳ７８の判別で最低血圧判定フラグもＯＮでない
ときはそのままステツプＳ８２に進む。ステツプＳ８２
では軌跡Ｙのピーク値と脈圧振幅信号の最新入力の大き
さを比較し、ステツプＳ８３では脈圧振幅信号の大きさ
が所定範囲より小さいか否かを判別する。小さいときは
ステツプ８４に進み計測終了フラグをＯＮする。また小
さくないときはそのまま処理を抜ける。
尚、上述した実施例では計測部１とデータ処理部２を分
けて説明したが、実際上計測部１は圧力トランスデユー
サ５を除き全てをデジタル回路で構成できるのであるか
ら、この部分をデータ処理部２と共に１チツプのＬＳＩ
で構成できることは明らかである。
けて説明したが、実際上計測部１は圧力トランスデユー
サ５を除き全てをデジタル回路で構成できるのであるか
ら、この部分をデータ処理部２と共に１チツプのＬＳＩ
で構成できることは明らかである。
以上述べた如く本発明によれば、オシロメトリック式で
あるため、２個のセンサーが不可欠なコロトコフ音式に
比べて１個のセンサーで済み、装置構成が簡単で、被験
者への装着も容易である。また、本発明はノイズに影響
されやすい微小アナログ部分がなく、かつ高分解能が得
られる静電容量式圧力センサーを用いているため、騒音
があっても、また脈音が小さくても測定でき、血圧測定
の信頼性の高いデジタル血圧計を提供できる。
あるため、２個のセンサーが不可欠なコロトコフ音式に
比べて１個のセンサーで済み、装置構成が簡単で、被験
者への装着も容易である。また、本発明はノイズに影響
されやすい微小アナログ部分がなく、かつ高分解能が得
られる静電容量式圧力センサーを用いているため、騒音
があっても、また脈音が小さくても測定でき、血圧測定
の信頼性の高いデジタル血圧計を提供できる。
また本発明によれば、前部をデジタル素子で構成できる
から、例えばＣＭＯＳ等を用いた微小電力動作が可能に
なり、しかもデジタル系にのみ供給する一系統のラフな
電源ですむから、部品点数の少ない小型で高性能のデジ
タル血圧計を提供できる。
から、例えばＣＭＯＳ等を用いた微小電力動作が可能に
なり、しかもデジタル系にのみ供給する一系統のラフな
電源ですむから、部品点数の少ない小型で高性能のデジ
タル血圧計を提供できる。
また、周波数決定素子としては静電容量型圧力センサを
用いたパルス発振回路を用いているので、高周波、高安
定の発振特性が得られ、カフ圧検出のデータサンプリン
グ密度を高いものにでき、即ち高精度の血圧測定が可能
となる。
用いたパルス発振回路を用いているので、高周波、高安
定の発振特性が得られ、カフ圧検出のデータサンプリン
グ密度を高いものにでき、即ち高精度の血圧測定が可能
となる。
また本発明では、デジタル発振手段であるＲＣ発信回路
からの出力の発振周期をこれよりも高い周波数の安定な
クロック信号で計数する周波数カウンタ又は周期カウン
タを有するから、カフ圧検出のデータサンプリング密度
を更に高めることができ、さらに高精度の血圧判定が可
能となる。
からの出力の発振周期をこれよりも高い周波数の安定な
クロック信号で計数する周波数カウンタ又は周期カウン
タを有するから、カフ圧検出のデータサンプリング密度
を更に高めることができ、さらに高精度の血圧判定が可
能となる。
第１図は本発明に係る一実施例のデジタル血圧計を示す
ブロツク構成図、 第２図（Ａ）は計測部１にキヤパシタンス形圧力トラン
スデユーサを用いた具体例を示す図、 第２図（Ｂ）は第２図（Ａ）の動作を示すタイミングチ
ヤート、 第２図（Ｃ）は計測部１の他の実施例を示す図、 第２図（Ｄ）は第２図（Ｃ）の動作を示すタイミングチ
ヤート、 第３図は腕帯に加えたカフ圧と血圧との関係を示す図、 第４図は入力データから血圧判定に有用な脈圧振動部分
のデータを抽出する方法を示す図、 第５図は時間軸に対する脈圧振幅信号の大きさの変化を
示す図、 第６図はデータ処理部で行なわれる血圧判定処理の主実
行手順を示すフローチヤート、 第７図はデータ抽出処理手順を示すフローチヤート、 第８図は血圧判定・表示処理手順を示すフローチヤー
ト、 第９図はウインドウ処理手順を示すフローチヤートであ
る。 ここで、１……計測部、２……データ処理部、３……表
示部、４……ブザー、５……圧力センサー、６……ＲＣ
発信回路、７……周波数カウンタ、８……データ入力
部、９……データ抽出部、１０……時間発生部、１１…
…メモリ、１２……ウインドウ制御部、１３……血圧判
定部、である。
ブロツク構成図、 第２図（Ａ）は計測部１にキヤパシタンス形圧力トラン
スデユーサを用いた具体例を示す図、 第２図（Ｂ）は第２図（Ａ）の動作を示すタイミングチ
ヤート、 第２図（Ｃ）は計測部１の他の実施例を示す図、 第２図（Ｄ）は第２図（Ｃ）の動作を示すタイミングチ
ヤート、 第３図は腕帯に加えたカフ圧と血圧との関係を示す図、 第４図は入力データから血圧判定に有用な脈圧振動部分
のデータを抽出する方法を示す図、 第５図は時間軸に対する脈圧振幅信号の大きさの変化を
示す図、 第６図はデータ処理部で行なわれる血圧判定処理の主実
行手順を示すフローチヤート、 第７図はデータ抽出処理手順を示すフローチヤート、 第８図は血圧判定・表示処理手順を示すフローチヤー
ト、 第９図はウインドウ処理手順を示すフローチヤートであ
る。 ここで、１……計測部、２……データ処理部、３……表
示部、４……ブザー、５……圧力センサー、６……ＲＣ
発信回路、７……周波数カウンタ、８……データ入力
部、９……データ抽出部、１０……時間発生部、１１…
…メモリ、１２……ウインドウ制御部、１３……血圧判
定部、である。
フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭54−77148（ＪＰ，Ａ) 特開 昭56−151310（ＪＰ，Ａ) 米国特許4271844（ＵＳ，Ａ)
Claims (1)
- 【請求項１】被験者の要部に装着され、エアーが注入さ
れることにより動脈流を阻血するカフと、該カフ内で変
化する降下圧と脈圧とを重畳して検出し、これをデジタ
ル信号に変換する計測部と、該計測部が出力するカフ圧
検出信号を入力信号とし、この入力信号に基づいて被験
者の最高、最低血圧値を演算処理するデジタルデータ処
理部と、前記デジタルデータ処理部により算出された最
高、最低血圧値をデジタル表示する表示部とからなり、 前記計測部は、 一端が前記カフに接続されたパイプと、 該パイプの他端に連結されたダイヤフラムを介し、前記
カフ内の降圧変化を静電容量の変化に変換する静電容量
式圧力センサーと、 該静電容量式圧力センサーの静電容量を発振用のコンデ
ンサとして用い、その容量変化に応じてデジタルパルス
信号を出力するＲＣ発振回路と、 該デジタルパルス信号を入力信号とし、パルス幅に応じ
たカフ圧検出信号を出力する周波数カウンタ又は周期カ
ウンタとを備えて構成され、 前記デジタルデータ処理部は、 血圧測定に有用なデータを抽出するデータ抽出部と、 前記データ抽出部の抽出したデータの内蔵メモリへの書
き込み又は内蔵メモリからの読出しを管理するウインド
ウ制御部と、 前記データ抽出部で抽出した有用データを最高、最低血
圧と判定する血圧判定部と、を備えて構成されたことを
特徴とするオシロメトリック式デジタル血圧計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59166557A JPH0628637B2 (ja) | 1984-08-10 | 1984-08-10 | オシロメトリック式デジタル血圧計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59166557A JPH0628637B2 (ja) | 1984-08-10 | 1984-08-10 | オシロメトリック式デジタル血圧計 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3129943A Division JP2769249B2 (ja) | 1991-05-31 | 1991-05-31 | オシロメトリック式デジタル血圧計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6145728A JPS6145728A (ja) | 1986-03-05 |
| JPH0628637B2 true JPH0628637B2 (ja) | 1994-04-20 |
Family
ID=15833466
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59166557A Expired - Lifetime JPH0628637B2 (ja) | 1984-08-10 | 1984-08-10 | オシロメトリック式デジタル血圧計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0628637B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62292137A (ja) * | 1986-06-11 | 1987-12-18 | 株式会社 シグナル テクノロジ− | 血圧測定器 |
| JPH0611701U (ja) * | 1991-07-31 | 1994-02-15 | 株式会社シグナルテクノロジー | 腕時計血圧測定器 |
| US11347083B2 (en) * | 2018-05-15 | 2022-05-31 | Japan Science And Technology Agency | Measuring device, container device, and measuring system |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4271844A (en) | 1979-08-06 | 1981-06-09 | Medtek Corporation | Method and apparatus for performing non-invasive blood pressure and pulse rate measurements |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5477148A (en) * | 1977-11-30 | 1979-06-20 | Sharp Corp | Haemadynamometer of digital type |
| DE3011594A1 (de) * | 1980-03-26 | 1981-10-01 | Robert Bosch Gmbh, 7000 Stuttgart | Weg-frequenz-messgroessenwandler |
-
1984
- 1984-08-10 JP JP59166557A patent/JPH0628637B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4271844A (en) | 1979-08-06 | 1981-06-09 | Medtek Corporation | Method and apparatus for performing non-invasive blood pressure and pulse rate measurements |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6145728A (ja) | 1986-03-05 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |