JPH06506856A - ノイズ環境における血圧測定モニタ - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 ノイズ環境における血圧測定モニタ λ匪旦１遣 本発明は血圧の測定に関する。

血圧を測定するシステムは周知である。測定サイクルの間、被験者の腕の周囲に 固定された血圧力フは、カフの下の動脈流を遮断するほどの高い圧力までに膨張 される。そして、カフが動脈をゆっくり開くようにカフを徐々に収縮させる。カ フが収縮すると、血圧を表す（血液を無理に動脈を通過させようとして生しるコ ロトコフ音として周知の音）生体信号がカフに装着された変換器によって検出さ れ、収縮及び圧縮血圧を判定するための電気信号に変換される。

このタイプの測定方法は聴診法として知られている。

他の血圧測定方法もある。オワシロメトリ法では、血流によって誘起された膨張 カフ内の圧力の僅かな変化か、（カフに接して配置されたり、または離れたモニ タに取り付けられた）変換器によって検出され、血圧を測定するためのベースと して用いられる。他の方法は、動脈に沿って異なる場所に配置された心臓パルス の発生時間を検出する多段変換器の使用と、変換器の間のパルス伝搬時間に基づ いた血圧の測定とを含む。

治療期間（例えば、患者が外科手術をしているときや集中治療室にいるとき）に （上記方法や他の方法によって）血圧を測定したり、例えば被験者が運動してい るとき心拍数か変化すると血圧がどのように変化するかをモニタすることは臨床 上有効である。しかし、被験者や他の人によって、測定中の動作によって、誤っ て解釈され得るノイズ（すなわち、血圧を表さない信号）が生じ、血圧測定を不 正確にしてしまう。

聴診法によって血圧を測定するシステムでは、以前に受信された有効コロトコフ 音のレベルに基づいたしきい値が、ノイズを除去するための判定要素として、変 換器によって生成された全信号に適用される。カフに接して互いに離間配置され た２つ変換器を用いてコロトコフ音の間に半周期の遅延を設定してセンサによっ て生成された信号間の差を取上げコロトコフ音を増強させるシステムが用いられ るものもある。通常、ノイズは各変換器に同時に現れるので、差信号を生成する とノイズレベルは低減される。

免咀立鷹１ 本発明は、血圧を表す生体信号（コロトコフ音）と血圧を表さず且つ考慮しなけ れば測定を誤ったものとする他の信号（対象となる人の動作や静寂な測定環境を 除くあらゆる環境における活動によって生成されるノイズなど）との識別を補助 する血圧の測定時に用いられる多くの方法を提供する。本発明の方法を使用する と、別々でもまた組合わせても、正確で、かなり騒々しい環境（対象者が運動し たり、オペレーティングルームや集中治療室の対象者をモニタするとき）でさえ も高い信頼性を有する血圧測定を行うことができる。

本発明では、血圧を示す生体信号と血圧を示さない信号とが検出される。そして 、血圧を示さない信号のレベルに基づいたしきい値が発現され、このしきい値を 利用して、血圧を示す生体信号を血圧を示さない信号から識別する。

また、血圧を示し且つ以前に検出された生体信号のレベルに基づいた第２のしき い値が発現され、第２のしきい値を利用して信号の識別を行う。

好ましい実施例は次に示す特徴を有する。

信号は少なくとも１つの変換器及び血圧力フにて検出される。血圧を示す生体信 号は、血流に関する信号（コロトコフ音）を含む。１対の変換器（別々な２つの 装置、または１つの変換器の２つの変換部）が膨張された血圧力フの下に配置さ れて信号を検出する。

変換器にて生成された出力信号は互いに加算される。信号が加算された和信号に よって、血圧を示さない信号は増強され、血圧を示す生体信号は低減される傾向 があるので、和信号は、変換器によって検出されたノイズのレベルを表示する有 能な表示手段となる。和信号の一部が最初に言及したしきい値として使用される 。和信号の一部は心拍数に基づいて調節される。第１のしきい値は、連続した心 拍周期の間は識別のために用いられ、心拍周期中に検出された血圧を示さない信 号に基づいた各心拍周期に対して発現される。

変換器によって生成された出力信号は、一方から他方が減算されて、ノイズのレ ベルが低減され且つ血圧を示す信号が増強された血圧信号候補が発現される。変 換器によって以前に検出された信号から発現された血圧信号候補は平均され、平 均値の一部は第２のしきい値として用いられる。

血圧信号候補は第１及び第２しきい値と比較される。しきい値は、以前に検出さ れた血圧信号候補の平均値の一部を使用している各変換器によって生成された信 号にも適用される。

また、本発明では、血圧を示す生体信号と血圧を示さない信号とは心拍周期の一 期間に検出され、この期間外に検出された別の信号を利用して識別を行う。

生体信号が検出される心拍周期の一期間は、例えば心臓ゲート周期（ｃａｒｄｉ ａｃ　ｇａｔｅ　ｐｅｒｉｏｄ　）である。心臓ゲートから外れて発生した別の 信号は、血圧を示す信号よりはむしろノイズ（血圧を示さない信号）であること が多い。よって、これらの信号によって、心臓ゲート時間に存在するノイズレベ ルが正確に表わされる。その結果、さらに正確なノイズの識別が必要であれば、 しきい値を調整することができる。

好ましい実施例は次に示す特徴を有する。

第１及び第２のしきい値として使用される和信号及び差信号の一部は、ノイズか 所定レベルを越えた場合に増加される。これによって、ノイズがしきい値を上回 って誤って有効血圧信号とされることが困難になる。和信号及び差信号の一部は 、血圧を示さない信号か所定レベル以下になる場合、徐々に低減される（しかし ながら、最小値以下ではない）。ノイズは、和信号及び差信号の一部が最初のレ ベルに低減する前に、複数の心拍周期に対して所定レベル以下に保持されること が必要とされる。和信号及び差信号の一部は、所定レベルが上回る心拍周期の間 に徐々に増加され、所定レベルを越えない心拍周期の間は少しづつ減少される。

ノイズレベルを複数の心臓ゲートに対して低い状態に保持する必要性と、減少よ りも大きな割合で和信号及び差信号の一部を増やすことによって、しきい値か公 称値に戻る前に、ノイズレベルが振幅及び期間の両者において十分に低減される ことが保証される。これによって、誤ってノイズを有効血圧信号とする可能性か さらに低減される。

さらに、本発明では、血圧を示さない信号を検出するように配置された変換器に よって検出された信号のレベルに基づくしきい値が発現され、しきい値を使用し て血圧を示す信号と血圧を示さない信号との識別を行う。変換器は、血圧信号に 対するノイズを検出するように配置される。このしきい値によって、ノイズレベ ルの独立した表示をなすことができる。

好ましい実施例は次に示す特徴を有する。

変換器は、血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出するために用いら れる変換器から離れて配置される。

例えば、血圧変換器は、対象の腕に固定されたカフに接してまたはカフの下に配 置され、ノイズを検出する変換器は対象者とは別に適宜に配置される（対象者が 運動しているトレッドミルなど）。しきい値は、心臓ゲートの少なくとも一期間 に変換器によって検出された信号に基づいて発現される。これによって、ゲート バイゲートバイアスについてのノイズレベルの信頼性のある表示か行われる。こ のしきい値は、最初に言及したしきい値と第２しきい値とともに検出された血圧 信号に適用される。全てのしきい値を上回っていれば、検出された信号は有効血 圧信号となる。

また、変換器は、血圧を示さず且つ生体信号の検出中に検出された血圧を示さな い第１信号に関係する第２信号を検出するように配置される。この第２信号か利 用されて生体信号（すなわち、血圧を示す信号）と第１信号との識別が行われる 。

好ましい実施例は次に示す特徴を有する。

血圧を示す生体信号及び第１の信号は、対象者の腕に取り付けられたカフに配置 された第２変換器によって検出される。第２変換器はカフに関して対象者の血管 近傍に位置するように配置される。最初に言及した変換器は、第１及び第２変換 器か同一のノイズ源からノイズをピックアップするようにカフ（または、対象者 に接した別の位置）に接して適宜配置される。その結果、第１及び第２信号は相 関を有する。

第２信号の一部は、血圧を示す生体信号及び第１信号に結合される。第２信号の 一部は、血圧を示す生体信号及び第１信号のパワーを最小にするように選択され る。その結果、血圧を示さない第１信号のレベルは、生体信号のレベルに対して 低減される。故に、Ｓ／Ｎ比が増加し、ノイズの識別が改善される。

本発明の血圧測定は、血圧力フか収縮しているときに検出された信号は、現在の 心拍周期の間に検出された血圧を示す信号に基づいた現在の血圧信号候補を導出 し、さらに、この血圧信号候補を、　（現在の心拍周期の間に検出された血圧を 示さない信号のレベルに基づく）第１のしきい値及び（ＩＩＩＩＪの心拍周期の 間に検出された血圧信号候補に基づく）第２のしきい値と比較して識別を行うこ とによって、各心拍周期において処理されることを特徴としている。血圧信号候 補は、両しきい値を上回れば、有効血圧信号とみなされる。第１のしきい値か血 圧信号候補を上回れば、血圧信号候補は不明＠（すなわち、血圧信号またはノイ ズでもありえる）とみなされる。第２のしきい値か血圧信号候補を上回るならば 、この血圧信号候補は意味無しとみなされる。

好ましい実施例は次に示す特徴を有する。

有効血圧信号が生じたと判断される各心拍周期に対して、血圧信号候補及び対応 するカフの圧力は保存され、カフの圧力は徐々に低減され、さらに処理は次の心 拍周期の間に繰り返される。特に、収縮期圧測定に対して、本当の血圧信号（コ ロトコフ音）は連続した心拍周期に発生するので、有効血圧信号は、他の有効血 圧信号が次の心拍周期にて発生しなければ却下される。これによって、さらに、 疑似ノイズか本当の血圧信号と間違えられる危険性を低減させることができる。

収縮期圧及び拡張期圧は、第３のしきい値を保存された血圧信号候補に適用し、 さらに、第３のしきい値を上回り対応する保存された血圧信号候補を有する保存 された最大の血圧を収縮期圧とすることによって、保存された対応する血圧信号 候補及び対応する血圧から判断される。第３のしきい値は第２のしきい値に基づ いて導出される。従って、第２のしきい値が高レベルのノイズに反応して増加す れば、第３のしきい値も増加する。第３のしきい値は、ノイズが低減されれば、 第２のしきい値とともに減少する。

さらにノイズを識別するために、収縮期圧がカフの最初の圧力よりも小さくなけ れば、この収縮期圧は却下される。

さらに、収縮期圧は、対象者の以前に測定された収縮期圧に基づいた所定の血圧 範囲内になければ、または、収縮期圧が対象者の心拍数が前の心拍数から変化し た方向とは反対方向に変化すれば、却下される。

収縮期圧が決定した後、カフは対象者の予想拡張期圧以上の所定圧力に収縮され 、血圧測定は収縮の間は中止される。拡張期圧はかなりの量に亘って変化するこ とはないので、数サイクルに亘って測定する時でさえ、カフを収縮させる間に測 定を中止しても、有効血圧信号を見落とす危険性は殆ど無い。実際に、収縮中に 検出された信号はノイズの場合が多く、測定の中止によって、ノイズが有効血圧 信号として間違われる危険性が低減される。収縮は急速に行われるので、血圧測 定値を得るのに要する時間が短縮され次に、保存された血圧信号候補が分析され て、不要な信号が発生した所定数の心拍周期に継続する１の心拍周期に生じた血 圧信号候補が確認される。確認された血圧信号に相当する保存された圧力は、拡 張期圧とみなされる。この拡張期圧が以前に測定された拡張期圧の平均に基づく 所定血圧範囲内に入らなければ、この拡張期圧は却下される。

これによって、本当の血圧測定値とノイズによって生じた疑似信号との識別が補 助される。

保存された値から収縮期圧及び拡張期圧を指摘するために用いられるしきい値が 、高レベルのノイズの検出により増加すれば、指摘された収縮期圧及び拡張期圧 はしきい値の増加に基づいて変化する。過剰補償を避けるために、収縮期圧及び 拡張期圧の全変化量は制限される。

信号が不明瞭であると判断されれば、カフ圧は一定に保持され、処理は次の心拍 周期の間に繰り返される。不明瞭ｌ　な信号が複数の連続した心拍周期に亘って 継続すれば、力）　フ圧は減少され、測定は次の心拍周期の間にさらに低い圧力 で継続される。これによって、測定かかなりの時間に亘ン　って所定圧力で立ち 往生することが防止される。

無意味な信号が検出されると、カフ圧は徐々に下がり、測定プロセスは新しい圧 力で次の心拍周期に継続される。

己　本発明の特徴の１つは、複数の周期的に設定された測定サイクルの各々にお いて血圧が測定される血圧の測定方法を助けるコンピュータである。各サイクル の間、血圧を示す生体信号と血圧を示さない信号とが検出されて処理される。血 圧を示さない信号が所定レベルを越えれば測定サイクルは中止される。

好ましい実施例は次に記載する特徴を有する。

血圧を示さない信号が所定レベル以下になれば、測定を再始動させることができ る。長期間のノイズによる測定中止の継続を避けるために、所定レベルをもはや 上回らなくなった後、所定間隔だけ遅れて再起動される。血圧を示さない信号が 全間隔に亘って所定レベル以下に保持されれば測定は再開される。Ｉ９Ｊ定サイ クルは、サイクルの間に測定が停止した蓄積時間が所定時間を越えた場合に終了 される。

測定は、次に設定された測定サイクルにおいて再起動されまた、カフが所定圧力 から収縮したときに血圧測定は進行する。そして、検出された信号（血圧を示す 生体信号及び血圧を示さない信号）は、カフの圧力の少なくとも一部に基づいて 選択された時間で次の心拍周期に亘って処理さ好ましい実施例は以下に記載する 特徴を有する。

測定されるべき収縮期圧及び拡張期圧に応じて時間が選択される。特に、この時 間は、前に測定された収縮期圧及び拡張期圧とカフの圧力との関係に基づいてい る。カフ圧力が前に測定された収縮期圧を上回れば、前に測定された収縮期圧に 相当する時間に応じて時間が選択される。一方、カフ圧力が前に測定された拡張 期圧以下であれば、前に測定された拡張期圧に相当する時間に応じて時間が選択 される。カフの中葡の圧力に対し、時間は、前に測定された収縮期圧及び拡張期 圧とカフ圧力とに基づく収縮時間と拡張時間との間の線形補間法によって選択さ れる。

また、血圧測定は複数の測定サイクルによって行われる。

現在の測定サイクルの開に検出された血圧を示す生体信号を利用して、次の測定 サイクルに処理される検出信号の時間の一部を少なくとも判定する。

好ましい実施例は以下に記載する特徴を有する。

選択された時間の各々は、心拍周期の所定現象（Ｒ波）と血圧を示す生体信号（ コロトコフ音）を表すタイミング信号との間の時間遅延を表している。収縮期圧 及び拡張期圧は、検出信号からタイミング信号を、前記タイミング信号に対する 前記時間遅延に基づいた次の血圧測定用の時間を、確認することによって判定さ れる。実際に生じた時間遅延が現在の測定サイクルの間に使われる時間と異なれ ば、次の測定サイクルに対する時間は変化される。次の測定サイクルの時間も、 対象者の心拍数の変化に基づいて選択さ検出信号か処理される時間を適宜変化さ せることによって、測定サイクル及び次の測定サイクルに亘って、血圧を示す生 体信号のために信号が検査される時間は、生体信号が最も多く発生する時間に合 わせられる。そのほかの時間に生じる信号は無視され、その結果、有効血圧信号 のノイズからの識別はかなり改善される。

本発明の作用及び効果は、以下に記載する詳細な説明、及び請求の範囲によって 明らかにされる。

好ましい実　の記載 最初に図面について簡単に説明する。

図１は運動する被験者に用いられる本発明の血圧モニタを示す。

図２は図１に示す面圧モニタにおいて血圧力フ及び変換器からの信号を最初に処 理する回路の構成図を示す。

図３は図１に示す血圧モニタにおいて血圧信号をノイズから識別する回路の構成 図を示す。

図４は図３のノイズしきい値を騒々しい環境にて調節する回路の構成図である。

図５は図１に示す血圧モニタの動作中に使用される心臓ゲートの発現を説明する 。

図６ａ及び図６ｂは動作中に心臓ゲートのタイミング及び期間を調整するフロー チャートである。

図７は図１に示す血圧モニタのノイズ識別方法の他の実施例を示す。

図８は図１に示す血圧モニタ内のノイズを低減させる方法を説明する。

ｌ暖交互詐■ １、操作」粟 図１において、血圧モニタ１０は以下に詳細を説明する多くの技術を用いて、静 寂な環境は別として、血圧測定を不正確にする環境（または正確な血圧測定が不 可能な環境）において生ｌ、るノイズや疑似信号から血流信号（すなわち、コロ トコフ音）を識別する。ノイズは、血圧かモニタされる患者や近くのへルスケア 提供者などの他人の動作によって生しる。トレッドミル１４の上で運動したりス トレス試験を受けている被験者１２が示されているが、被験者は上記に限らず別 な運動をしたり、オペレーティングルームや集中治療室などの領域で、休息した り治療を受けていても良い。

モニタ１ｏは聴診法によって血圧を測定する。モニタ１０は血圧力フ１６を含み 、血圧力フ１６は互いに離間配置され無相関の変換器検出領域１８．２０に取り 付けられている。なお、変換器検出領域１８．２０は１の変換器の２つの部分、 または１対の変換器からなる。各変換検出領域１８．２０は、血圧モニタ１０に 接続されている。変換器１８．２０はカフ１６の下に配置されるか、他の配置に することもできる。心臓ゲート回路２２は、１セツトの心臓電極２４（３つか図 示されている）によって以下に詳細を記載する方法で被験者１２の心臓機能をモ ニタする。さらに、心臓ゲート回路２２は、変換器１８．２０からの信号が分析 されてコロトコフ音の有無を判断する間に各心拍周期に対してゲート２６を供給 する。変換器信号は心臓ゲート時間から外れて分析されて識別プロセスにて用い られるノイズを計測する。

血圧測定は次のようにして行われる。測定は血圧コンピュータ３０の制御のもと に例えば５分ごとに１回周期的に行われる。各測定サイクルの開始時に、コンピ ュータ３０はカフコントローラ３２をトリガしてホース１７を介してカフ１６を 所望圧力に膨張させる。　（所望圧力３４は、以下に記載するように初回の血圧 測定を行うことによって設定され、初回の測定にて得られた収縮期圧以上の約２ ５ｍｍＨｇとなる。）カフコントローラ３２は、ポンプ３８を作動させて貯蔵器 ３６を充填し、次にバルブ４０を開いて急速にカフ１６を膨張させる。センサ４ ２は、血圧測定をディジタル化しながらカフ１６の現在の圧力（Ｐ、）をモニタ し、現在の圧力Ｐ、をコントローラ３２に入力する。カフコントローラ３２は、 ポンプ３８及びバルブー４０．　必要に応じて収縮バルブ４４を動作させて、Ｐ ｌを所望値に保持する。

変換器１８．２０は、血圧を示さない信号リイス）と同様に血圧を示す生体信号 （コロトコフ音）を検出し、これらの信号を電気信号に変換する。心臓ゲート２ ６カく生じる度に、変換器１３．２０からの電気信号は前処理されて（４８）ノ イズ識別処理部（５０）に入力される。前処理部（４８）及びノイズ識別部（５ ０）を以下に詳細に記載する。前処理部（４８）及びノイズ識別部（５０）は、 コンピュータプログラムを実行するものである。このコンピュータプログラムは マイクロプロセッサによって実行され、変換器１８．２０がコロトコフ音または 疑似音の（Ａずれを検出したのか、または実際に音を検出しなかったのか否力飄 を、各ゲート２６に対して判断する。コロトコフ音力へ検出された場合、コンピ ュータ３０は、メモリ５２にコロトコフ音（ＫＤ）及び圧力（Ｐｌ）の信号レベ ルを保存し３　さらにカフコントローラ３２に信号を送って瞬時開放ノ＼ルブ４ ４によってカフ１６を（３ａ＋ｍＨｇまで）収縮させる。コンピュータ３０は、 カフコントローラ３２をトリガして、低１ノベルの音（あまりにも小さくてコロ トコフ音や疑似測定値として認められない音）のみか検出された場合カフ１６を 収縮させ、Ｋ、及びトのいずれも保存しない。ノイズ（不明聴音）か検出された 場合、コンピュータ３０によってカフコントローラ３２はカフ圧力を現在レベル に保持し、変換器１８．２０からの新しい信号の処理が、次の心臓ゲート２６の 発生時に繰返される。

以下に詳細を記載するように、多くのコロトコフ音Ｋ。

がメモリ５２に保存された後（例えば初回の測定サイクルでは５つ、次の測定サ イクルでは２つ）、コンピュータ３０は、保存されたコロトコフ音に、のいずれ か被験者の血圧の収縮期成分を表しているのかを判断し、コロトコフ音に関係す る圧力Ｐ、を収縮期圧候補とする。コンピュータ３０は、以前に測定された被験 者１２の収縮期圧や心拍数、初回のカフ膨張圧力などのファクタに基ついた収縮 期圧候補を有効とする多くのルーチンを行う。収縮期圧候補が無効と判断された 場合、この収縮期圧は却下される。さらに、コンピュータ３０はカフコントロー ラ３２に信号を送って再測定のためにカフ１６を再び膨張させる。再測定中の間 に捜し出された収縮期圧候補か受入れられる。

収縮期圧候補か有効と判断された場合、コンピュータ３０カフコントローラ３２ に信号を送ってカフ１６を以前（初回）に測定された拡張期圧以上の１５　ｒｎ ｒｎＨｇの圧力まで急速に収縮させる。これによって、被験者１２の拡張期圧以 上の圧力で測定を行う必要性がなくなる。よって、測定サイクルのかなりの時間 を節約することができ、中間圧力でノイズが測定される可能性が低減される。

変換器１８．２０からの信号は、継続的に各心臓ゲート２６の間に前処理（４８ ）されてノイズと識別される（５０）。収縮期圧の測定値と共に、有効コロトコ フ音信号に０とこの有効コロトコフ音信号に、が測定されたときの圧力Ｐ、がメ モリ５２に保存され、カフ１６は収縮され、測定は新しい圧力で再び行われる。

カフ１６はコロトコフ音が測定されなかった心臓ゲートの各々の後でも収縮され 、測定が新しい圧力で再び行われる。ノイズ（すなわち、疑似音）が所定心拍周 期内のゲート２６の間に検出された場合、カフ１６の圧力Ｐ、は一定に保持され 、測定は次の心臓ゲート２６で繰り返される。

カフの圧力が減少すると、被験者の動脈の血圧はコロトコフ音が消滅するレベル まで徐々に低下する。コンピュータ３０が、有効コロトコフ音が無いときに２つ の連続した心臓ゲート２６が発生し、且つカフ１６の現在の圧力が平均拡張期圧 以下と判断した場合、コンピュータ３０は、最新に保存されたコロトコフ音ＫＤ に関する保存された圧力Ｐ、を血圧の拡張期成分とする。次に、カフコントロー ラ３２がトリガされてカフ１６を十分に収縮させる。収縮期及び拡張期の血圧測 定値はメモリ５２に保存され、次のサイクルにて測定される収縮期圧及び拡張期 圧を有効とするために用いられる。現在の収縮期圧及び拡張期圧は、ユーザに示 すためにディスプレイ５４に（現在の心拍数２３と共に）送られる。これらの値 及びそのほかの被験者のデータは、これら機能の来歴を得るためにプリンタ５６ に周期的に送られる。

２、マ　びノイズの一号１ 図２において、血圧力フ変換器１８．２０は、変換器１ｊ　２０が腕の動脈に接 して変換器１８の下？ＩＥ（すなわち、末梢部）に位置するようにカフ１６に離 れてそれぞれ配置される。コロトコフ音は、元来周期的であり、有限の速度で動 脈方向に伝搬する。一方、ノイズは、通常周期的なものではなく、動脈に沿った 異なる箇所に同時に現れる。変換器１８．２０の間隙Ｓは、変換器２ｏが、変換 器１８によって検出されたコロトコフ音を半周期（すなわち１８０度）遅れて検 出するように選択される。例えば、間隙Ｓは１゜２７ｃｍ（１インチ）である。

たいていのノイズは両度換器１８．２０にほぼ同時に検出される。

変換器１８．２０は、受信した音（コロトコフ音及びノイズ）を電気信号に変換 し、変換された電気信号を前処理部４８の入カスチーシロ０．６２にそれぞれケ ーブル２１を介して送信する。電気信号は増幅され、バンドパスフィルタを通過 しくコロトコフ音の周波数帯域から外れる信号周波数を除去する）、さらにディ ジタル処理される（すなわち、Ｓ準的なアナログディジタル変換）。入カスチー シロ０．６２（近位及び末梢変換器１８．２０にそれぞれ対応する）の出力は、 有効コロトコフ音、疑似音（すなわち、ノイズ）、または血流音やノイズのいず れでもない低レベル音を表しているが、Ｋ、、に２として以下に示す。

減算器６４は、近位変換器信号に、と末梢変換器信号に、との差を算出して差信 号Ｋ。を生成する。近位変換信号に、と末梢変換信号に２とは加算器６６にて加 算されて和信号に３が生成される。変換器１８．２０によって検出されたコロト コフ音間の半周期の遅延のために、コロトコフ音は、差信号ＫＤでは増強され、 和信号に８では相殺される。しかし、ノイズは、変換器１８．２０にほぼ同時に 現れるので、和信号Ｋｓにて増強され、差信号に０では減衰される。このように 、差信号に０の振幅はコロトコフ音候補の振幅を表し、和信号に８の振幅はコロ トコフ音ＫＤに対しノイズしきい値を設けるために用いられる。

和信号及び差信号に５．に０、及び各変換器信号Ｋｌ。

Ｋ２の絶対値は、次のプロセスのために常時正となる信号を形成する（６８）。

次に、信号は心臓ゲート２６によって制御される１対のスイッチ７０．７２に供 給される。心臓ゲート２６は、コロトコフ音が最も発生する傾向を有する各心拍 周期の所定間隔の間にのみスイッチ７０を閉成する。スイッチ７０の閉成によっ て、ゲート２６の間に変換器１８．２０によって検出されたノイズがコロトコフ 音として判断されることを防いでいる。以下に詳細を説明するように、本発明の 特徴の１つは、個々の被験者の以前に測定された収縮期及び拡張期血圧や、心拍 数などのファクタに応じて、心臓ゲート２６のタイミング及び期間を適宜変更す ることである。スイッチ７２はスイッチ７０とは逆の状態に保持されて（すなわ ち、スイッチ７２は心臓ゲート２６間にのみ閉成される）、環境が異常に騒々し いか否かを判断するために使われるノンゲート時間ＫＤ信号７３（以下に詳細を 説明する）を生成する。

各ゲート２６の間、１セツトの検出器７４は、差信号に０、和信号ＫＡ、及び各 変換器信号に、、に２のピーク値を判断する。ノイズ識別（５ｏ）がこれらの４ つのピーク値に基づいて行われる。

図３に、ノイズ識別処理（５０）の作用構成図を示す。

一般に、ノイズ識別（５０）は２つのしきい値行程を有する。各行程は、有効と 考えられるコロトコフ音候補（すなわち、ビークＫＤ）に対して順番に満たされ なければならない。最初に、コロトコフ音候補（ピークＫＯ）及び各変換器信号 （ビークに、及びピークに２）の振幅は、以前に受信された有効コロトコフ音の 来歴（ｈｉｓｔｏｒｙ　）に基づいたしきい値７６（Ｋ、Ｌきい値）を越えなけ ればならない。

コロトコフ音候補（ビークＫ。）の振幅は、和信号（すなわち、ピークに５）か ら導出されたノイズしきい値７８をも越えなければならない。全てのしきい値を 越えた場合、コロトコフ音候補は、コンピュータ３０によって有効とされ、メモ リ５２に（コロトコフ音が測定されたときの圧力Ｐ、と一緒に）保存される。

来歴しきい値（ｈｉｓｔｏｒｙ　ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ　）　７６は、有効コロト コフ音を表すために受信されて判定された差信号（すなわち、ピークＫ。信号） の平均最大振幅（１）から導出される（８０）。　（通常のコロトコフ音の振幅 を表すプリセット値は、初回の測定サイクルの間に平均最大振幅（′に区）とし て用いられる。プリセット値は、以下に記載する初回サイクルの後で更新される 。）コンピュータ３０は、平均最大振幅瞠の一部を計算して来歴しきい値を導出 しく８２）、各ゲート２６のピークＫＯ，に、及びに２信号と来歴しきい値７６ の間で比較を行う。

ピークＫ。と比較される来歴しきい値７６は、平均最大振幅りの２５％である。

コロトコフ音はＫＯにて増強されているので、Ｋｌ）の振幅はに１及びに、の振 幅を越えているはずである。その結果、より小さい来歴しきい値７６かに、及び に２に対して用いられる。Ｋ、及びに２と比較される来歴しきい値７６は、Ｋ、 に対して用いられる来歴しきい値の４分の１（すなわち、平均最大振幅■の６゜ ２５％）である。所定の心臓ゲート２６にて検出されるコロトコフ音候補は、ピ ークＫＤ、に、、に２信号が対応するしきい値を全部越えている場合にのみ、来 歴限界を満だす。

ノイズしきい値７８は、心臓ゲートハイゲート（ｇａｔｅ−ｂｙ−ｇａｔｅ）バ イアスで変化する。すなわち、所定の心臓ゲート２６にて検出されたコロトコフ 音候補に用いられるノイズしきい値は、心臓ゲート２６の間に検出された和信号 （すなわち、ピークに、）に基ついている。ノイズしきい値７８は、毎分１２０ よりも少ない心拍数に対しピークに３の８３％となるように算出される。これよ り多い心拍数に対しては、ピークＫｓの１００％が用いられる。ノイズしきい値 ７８は、コロトコフ音候補（すなわち、ピークＫＤ）と比較される（８８）。コ ロトコフ音候補は、ノイズしきい値７８を越えていなければ、ノイズとして却下 される。

比較８４．８８の結果によって、これらの結果の組合わせと同様に、有効コロト コフ音、疑似音（すなわち、ノイズ）、または心臓ゲート中に何も生じないのい ずれであるかが判断される。特に、ＫＤ　、に１．に、信号の全てが来歴しきい 値７６を越えていなければ、現在の心臓ゲートにて変換器１８．２０によって検 出された音は、コロトコフ音を表す振幅が不十分であるとみなされる。コンピュ ータ３０はカフコントローラ３２をトリガすることによって反応してカフ１６を 収縮させる。そして、次の心臓ゲート２６が発生したときに、新しい圧力Ｐ１の もとて再び新しい変換器信号が再び測定される。

来歴しきい値７６を上回り、さらにノイズしきい値７８を上回っているならば、 現在の心臓ゲート２６間に発生したコロトコフ音候補は有効とみなされる（この 動作は論理ＡＮＤゲート９０によって示される）。コンピュータ３゜は、有効コ ロトコフ音候補が測定された血圧Ｐ、及び対応するピークＫＤを一緒にメモリ５ ２のテーブル９４に保存することによって反応する。ピークに、は、平均最大振 幅（１”：）８０を更新するために用いられる。コンピュータ３０は、カフコン トローラ３２をトリガしてカフ１６を収縮させ、次の心臓ゲート２６の間に、測 定は繰り返される。

一方、来歴しきい値７６の全てを上回りなからもコロトコフ音候補かノイズしき い値７８よりも大きくなければ、コロトコフ音候補はあいまいとなり、ノイズと みなされる（この動作は論理ＡＮＤケート９２によって表される）。

このように、現在の血圧Ｐ、での血圧測定はあいまいであり、コンピュータ３０ はコントローラ３２に指示してカフ圧力Ｐ、を現在のレベルに保持する。変換器 １８．２０によって生成される信号の測定及びノイズ識別５０は、次の心臓ゲー ト２６の間はこの圧力で繰り返される。ノイズレベルがこの時間によって低減さ れるならば（しばし生じる）、ノイズ識別５０の結果は「何事もなし」または有 効なコロトコフ音のいずれかとなる。もしそうであれば、コンピュータ３０は、 上述のように進行する。

一度に、次の心臓ゲートか生じるまでノイズレベルは低減されない。この場合、 コンピュータ３０によって、カフコントローラ３２はカフ１６の圧力を現在のレ ベルに保持し、測定及びノイズ識別行程は次の心臓ゲートで繰り返される。疑似 音が所定数（例えば４つ）の連続する心臓ゲート２６の間に現れた場合、コンピ ュータ３０はカフ１６を収縮させ、測定し、さらに次の心臓ゲート２６の間に新 たな圧力Ｐ、で変換器１８．２０からの信号を分析する。これによって、血圧測 定か高ノイズの長期に亘っていつまでも中止されることを防いでいる。

時々、ノイズかコロトコフ音と誤って指摘され、メモリ５２に（関係する圧力と ともに）保存されることかある。

しかしながら、このことは連続した多くの心臓ゲートの亘って生じるものではな い。従って、収縮期圧を測定する間、コンピュータ３０は、所定心臓ゲート２６ の間に検出された（ＡＮＤゲート９ｏによって指摘された）有効コロトコフ音か 、次の２つの心臓ゲート２６の１つのうちで有効なコロトコフ音に継続されてい るか否かを判断する。そうでなければ、コロトコフ音は無効として再分類され、 収縮期圧を正確に表していない別の現象（例えばノイズ）として廃棄される。

上述のようにＫ。及びＰ、対が有効とされる度に、Ｋ。

及びＰ、対はメモリテーブル９４に保存され、コンピュータ３０は保存されたＫ Ｄ及びＰ、対の数を判断する。初回の血圧測定に対して、Ｋ、及びＰ、対が保存 されたとき、コンピュータは、テーブル９４の４つの最大値から平均最大振幅の 新しい値を計算する。　（この新しい平均最大値［は、次の測定サイクルの間に 来歴しきい値７６を生成するために用いられる。）次に、コンピュータ３０は、 保存されたＫＯを保存された順番（すなわち、Ｋ、、、ＫＤ２゜Ｋ　Ｄ　ｔｎ− ２）＋　Ｋ　Ｄ　（ｎ−１！＋　Ｋ　Ｏｎの順）に走査し、各Ｋ。値を新しい平 均最大値もの一部（２５％）と比較する。この一部を上回る最初の罰とともにテ ーブル９４に関係する圧力Ｐ１は、被験者の収縮期圧の候補として選択される。

次の測定サイクルにおいて、コンピュータ３０は、ＫＤ−Ｐ、対のみが保存され た後の測定用にテーブル９４に保存されたＫＤ値を走査する。測定サイクルの間 に平均最大値Ｌ８ｏの２５％を越える最初に保存されたに０値は、収縮期圧候補 となる。測定サイクルが終了すると（すなわち、有効収縮期及び拡張期圧が判定 された後）、コンピュータ３０は、テーブル９４からＫＩ）の４つまでの最大値 を用いる次の測定サイクルの間での使用に備えて平均最大値■を再び計算する。

各測定サイクルの後でテーブル９４はクリアされる。

コンピュータ３０は、収縮期圧候補が初期のカフ膨張圧以下の少なくとも２０ｍ ｍＨｇでなければ、収縮期圧候補を受け付けない。さらに、収縮期圧候補を受け 入れる前、コンピュータ３０は、メモリ５２に保存され最新に測定された（すな わち、前の測定サイクルにて判断された）有効収縮期圧９６及び心拍数９７に基 づいた（位置９５に保存された）予想収縮期圧と、収縮期圧候補とを比較する。

予想収縮期圧９５は、最新の収縮期圧９６から前の測定サイクル９７の収縮期圧 から心拍数の変化を足した（または引いた）ものに等しい。収縮期圧候補が予想 収縮期圧９５とは＋　２０　ｍｍＨｇまたは一２０ｍｍＨｇ以上異なれば、収縮 期圧候補は却下される。さらに、収縮期圧候補が、心拍数が変化する方向とは反 対の方向に変化した場合（すなわち、収縮期圧が心拍数の増加にも拘らず減少す る。このことは、被験者１２が疲労していることを表す）、収縮期圧候補は却下 される。収縮期圧候補が却下される度に、カフ１６は再び膨張され、測定がもう １度繰り返される。　（収縮期圧候補が初期のカフ圧力以下の２０　ｍｍＨｇよ りも小さいために却下されたならば、新しい高いカフ圧力が用いられる。）再測 定中に得られた収縮期圧候補は受け入れられる。

収縮期圧候補が上記テストを通過した場合、収縮期圧候補は受け付けられて最新 の収縮期圧９６となる。予想収縮期圧９５及び最新の心拍数９７は順次更新され る。収縮期圧はディスプレイ５４及びプリンタ５６に送られる。カフコントロー ラ３２は、前の測定サイクルにて判定された平均拡張期圧９９以上の１５ｍｍＨ ｇの圧力までカフ１６を急速に収縮させる。

ノイズ識別５０は、前述と同様な方法で拡張期圧の測定中に行われる。有効コロ トコフ音が心臓ゲート中に検出された場合、対応するに、、−Ｐ、対がメモリテ ーブル９４に保存され、カフ１６は収縮される。心臓ゲート２６において何も検 出されなＩすれば、対応するＫ。−Ｐ、対は保存されないが、カフ１６は収縮さ れる。疑似音が検出された場合、カフ圧は保持される。さらに、変換器信号の分 析は、上述のように、有効な測定値（すなわち、コロトコフ音または何もない） を血圧として得るための試みにおいて、４つの連続した心臓ゲートまで繰り返さ れる。

何ごともなく（すなわち、コロトコフ音及びノイズのいずれでもない）、さらに カフ圧が前に測定された有効拡張期圧の平均値９９以下となる２つの連続した心 臓ゲート２６によって、１つの心臓ゲート２６の間の有効なコロトコフ音が継続 していると判定されるまで、測定は続けられる。

最新の有効コロトコフ音に相当する圧力Ｐ、が拡張期圧候補として選択される。

心拍数などの他のパラメータがかなり変化しても、被験者の平均拡張期圧は、時 間が経過しても殆ど変化しない。よって、拡張期圧候補が有効として受け入れら れる前に、拡張期圧候補を保存された平均拡張期圧９９と比較する。拡張期圧候 補が平均値９９２対して＋／−２５ｍｍＨｇ以上異なる場合、以上部圧候補は却 下され、代わりに平均拡張期圧９９が用いられて表示される。

平均拡張期圧９９は次の測定サイクルの間は保持される。

しかしながら、次のサイクル中に発現した拡張期圧候補も平均値９９に対して＋ ／−２５ｍｍＨｇ以上異なる場合、以上部及び拡張期圧測定サイクルは却下され る。全パラメータ値は、開始時のレベルにリセットされ、血圧測定処理は、新し い初回の測定サイクルで再スタートする。

拡張期圧候補が受け入れられたとき、コンピュータ３０は新しい圧力をユーザに 対して表示するためにディスプレイ５４及びプリンタ５６に送る。最新の拡張期 圧９８及び平均拡張期圧９９として保存された値は、順次更新される。

平均拡張期圧９９は、現在の測定サイクルにて得られた拡張期圧に前の平均値を 加算し、その結果を２で割ることによって更新される。次に、カフ１６は十分に 収縮される。

収縮期及び拡張期圧の全測定並びに確認行程は、次の規則的な測定サイクルにお いて繰り返される。テーブル９４は、次の測定サイクルの開始時にクリアされる 。しかし、予想収縮期圧９５、最新の収縮期圧９６、最新心拍数９７、最新拡張 期圧９８、及び平均拡張期圧９９として保存された値は、保持されて次の測定サ イクルの間に用いられる。

３１１．とした環　のし　い　の− 図４において、コンピュータ３ｏは、変換器１８，２０によって検出された高レ ベルのノイズが誤って有効コロトコフ音と指摘されないように、ノイズレベルに 応じて来歴しきい値７６及びノイズしきい値７８の振幅を調整する。

ノイズレベルは、各心臓ゲート（すなわち、ノンゲート時間に０値号７３）から 外れた差信号に０をＫ。来歴しきい値７６と比較する（１００）ことによって決 められる。上述のように、Ｋ０来歴しきい値７６は保存された最大平均値−８０ の２５％である。しきい値が大きければ、カウンタ１０２（初期状態では１０に 設定される）は、次の心臓ゲート２６の開始時に１０増やされる。または、カウ ンタ１０２は、次の心臓ゲート２６が生じたときに２つ減らされる。カウンタ１ ０２の最大カウントは、３０であり、最小カウントはＯである。

カウントは３０のしきい値と比較される（１０４）。そして、カウントがしきい 値に達する場合、コンピュータ３０は、次の心臓ゲート２６にてノイズしきい値 として用０られるに、の一部を増やす（１０６）。上述のように、Ｋ３の最初の 一部は、毎分１２０以下の心拍数に対しては８３％、それ以外は１００％である 。カウンタ１０２かカウント３０に初めて達したとき、コンピュータ３０はこれ らの一部をＫｓの１５０％まで増やす。この振幅では、ノイズしきい値７８は、 たいていのノイズレベルを上回るはずである。カフコントローラ３２は、指示さ れてカフ１６を初期の圧力まで再膨張され（１０６）、測定サイクルが再スター トされる（１０８）。

次の心臓ゲート２６の後ノイズレベルか高い状態のままであれば、コンパレータ １００は、ノンゲートＫ。信号力くまたしきい値を越えていることを表示し、カ ウンタ１０２は減少しない。カウンタ１０２は、３０のカウントを保持し続ける （１１０）。コンピュータ３０は、テーブル９４から収縮期圧及び拡張期圧を指 摘するために用いられるＫｏしきい値と同様に、ピークＫＤ、に、、に２信号と 比較される来歴しきい値７６を、次の心臓ゲート２６のために２０％増加させる ことによって反応する。これによって、ノイズを現象として捕らえることがさら に難しくなり、ノイズを誤ってコロトコフ音とみなしたり、さらに表示された収 縮及び拡張期圧が誤りとなる可能性が低減される。コンピュータ３０は、引き続 き来歴しきい値７６を、カウンタ１０２のカウントが３０に保持されるノンゲー ト期間に続く各心臓ゲート２６の２０％増加させる。

テーブル９４から収縮期圧及び拡張期圧を指摘するために用いられるに、Ｌきい 値の増加によって、収縮期圧及び拡張期圧として指摘されるべき真の拡張期圧よ りも高い圧力及び被験者の真の収縮期圧よりも低い圧力が生じる。このような間 違いを回避するために、コンピュータ３０は、ＫＩ、シきい値の各々１０％の増 分に対してｌｍｍＨｇだけテーブル９４から得られた収縮期圧を増やし拡張期圧 を低下させることによって補償を行う。測定サイクルにおいてコンピュータ３０ が調節可能な最大量は８ｍｍＨｇである。

もちろん、来歴しきい値７６及びノイズしきい値７８の増加によって、有効コロ トコフ音が一時的にノイズとされたり無視されたりすることがある。しかしなが ら、上述のように、疑似音が検出されたときはいつでも、現在のカフ圧は保持さ れ、変換器１８．２０によって生成された信号は次の心臓ゲート２６の間に再分 析される。しばしば、ノイズレベルは、来歴しきい値７６及びノイズしきい値７ ８は２．３の心臓ゲート内で減少するように、十分低下する。

故に、真のコロトコフ音か僅かな遅延により確認される。

しかしなから、血圧測定の不明瞭な中止を避けるために、コンピュータ３０は、 ピークＫＤ信号に用いられる来歴しきい値７６（すなわち、平均最大値廓の２５ ％として最初に設定されるしきい値）か平均最大硝石の１５０％に達した場合、 測定サイクルを阻止する。カフ１６は完全に収縮され、コンピュータ３０はメモ リ５２のコロトコフ音及び収縮期圧並びに拡張期圧データを廃棄する。測定は、 次の測定サイクルの開始時に新規に開始される。

ノイズレベルか心臓ゲート２６の後のＫＤのしきい値以下に減少すれば、カウン タ１０２のカウントは、２つ低下する（２８になる）。コンピュータ３０は、次 の心臓ゲート２６用の来歴しきい値７６をさらに増やすことをやめるか、来歴し きい値７６またはノイズしきい値７８を速やかに減らさない。替わりに、しきい 値７６．７８は、ノイズレベルがカウンタ１０２をＯまでに減らすことかできる だけの十分多くの心臓ゲートのしきい値以下に保持されるまで、現在の！ノベル に維持される。カウンタ１０２かＯになる払　コンピュータ３０は来歴しきい値 ７８をに、の初期のパーセンテージに再調整し、ノイズしきい値７６（テーブル ９４から収縮期圧及び拡張期圧を捜し出すために用いられるに、、Ｌきい値を含 む）を５％低下させる。カウントが次の心臓ケ−１・２６の後Ｏのままであれば 、これらの来歴しきい値７６は初期のレベルに復帰するまで５％範囲内で低下さ れる。カウンタ１０２の値及びノイズしきい値７６のレベルは、　（低ノイズレ ベルに反応して）減少するよりも（高ノイズレベルに反応して）かなりの量増や されるので、単一の高レベルのノイズによって、連続する心臓ゲート２６に対し より大きなしきい値を使用することとなる。

この特徴によって、大きなノイズ耐性を有する血圧測定か可能となる。

４、　心臓汐鵠二上 図５に心臓ケート回路２２の詳細を示す。心臓電極２４からの信号は結合されて 増幅される（１２０）。増幅行程は、装置の不調から生じた有害な電気信号か胸 部電極２４に結合するのを防止するＥＣＧ増幅器を含む。前処理（１２２）の間 、増幅されたＥＣＧ信号はバンドパスフィルタを通過し、さらにディジタル処理 かなされ、絶対値か取り込まれて全符号か正となる一連のディジタルワードを生 成する。ＥＣＧ信号のピークは検出器１２４によって検知される。

ビークＥＣＧ信号１２５は、以前に受信されたビークＥＣＧ信号１２８の平均値 の一部（６０％）と比較される。

平均値の６０％を越えるビークＥＣＧ信号の各々は、心拍周期のＲ波１２７を表 していると考えられる。各ビークＥＣＧ信号１２５は、平均ピーク１２８とも比 較される（１３０）。ピークＥＣＧ信号１２５か平均ビーク１２８を上回ってい れば、平均ビーク１２８は３％増やされるか、ビークＥＣＧ信号１２５が平均ピ ーク１２８以下であれば、平均ビーク１２８は４％減らされる。その結果、平均 ビーク１２８は、各ピークＥＣＧ値１２５を追従する。

検出された各Ｒ波はリセットされてカウンタ１３２を始動させる。このカウンタ １３２は、６０Ｈｚのクロック１２９によって増やされる。故に、リセットされ る前に直ちに、カウンタ１３２は連続したＲ波の間の時間、すなわち心拍周期を 表している。カウンタ１３２によって分けられる連続した心拍周期は、生理学的 に起こり得る最小及び最大心拍周期を表す制限範囲１３４と比較される。これら の範囲から外れる心拍周期はノイズとして廃棄される。

廃棄されない心拍周期は以下に示す方法にて平均されて保存される（１３６）。

心拍周期も、レジスタ１４４に保存される。一度に、３つの最新の心拍数周期（ ＰＥＲｎ。

ＰＥＲ，、、ＰＥＲ，２）が位置１３８，１４０，１４２の順に保存される。コ ンパレータ１４６は、中間の周期ＰＥＲ，，を早いほうの周期（ＰＥＲ，、−２ ）と最新の周期（ＰＥＲ，、）との両者と比較する。中間の周期が早いほう及び 最新の周期の両者にかなり近接するならば、中間の周期は平均周期１３６を更新 するために用いられる。平均周期１３６は心拍数に変換される（１４７）。そし て、この心拍数は、上述のように、メモリ５２、ディスプレイ５４及びプリンタ ５６に供給される。

もう１つのコンパレータ１４８は、現在の心拍周期ＰＥＲ，を平均心拍周期１３ ６と比較する。現在の心拍周期か、平均周期の＋／−４０％の範囲内にあれば、 有効１５０と認められて心臓ゲート２６を生成するために用いられる。

コンパレータ１４６は、中間周期ＰＥＲ，，がＰＥＲ，、またはＰＥＲ，、−、 のいずれの＋／−２０％の範囲内にも無いときに、被験者が不整脈を患っている と判断する。そして、コンパレータ１４６は、次の心拍まで平均周期の比較を中 止するようにコンパレータ１４８に指示することによって反応する。コンパレー タ１４６が、例えば慢性不整脈のように、心拍周期の１５％以上が限定範囲の＋ ／−２０％の制限範囲から外れると判断したならば、コンパレータ１４６はコン パレータ１４８に対して全ての周期ＰＥＲ，を平均周期との関係に拘らず通過さ せるように指示する。

図６も参照すると、コンピュータ３０は、各血圧測定サイクルの各心臓ゲート２ ６の発生及び期間の両方を予測し、且つカフ圧がサイクルの間に変化した（すな わち、低下した）ときに心臓ゲートの発生の時間を適合させる処理１５２を実行 する。さらに、連続した測定サイクルの各々の心臓ゲート２６の生成及び期間を 予測するために用いられるパラメータは、以前の測定サイクルで作成されたコロ トコフ音タイミング及び血圧測定値に応じて適宜変化する。その結果、心臓ゲー トは、有効コロトコフ音の発生とたいてい同時に生じる時間と期間とが確立され る。故に、血圧モニタ１０のノイズ耐性を向上させる 次にフローを説明する。最初に、上述の最初の測定サイクルを実行する（ステッ プ１６２）ことによって血圧モニタ１ｏが初期化される（ステップ１６０）。カ フ１６は十分に膨張され、次にＲ波の後で収縮される。来歴しきい値７６は、通 常のコロトコフ音の振幅を表す平均最大値−の所定値に基づいて設定され、検出 された有効コロトコフ音の振幅に基づいた初回の測定サイクルの間に更新される 。

次に、最初の収縮期圧及び拡張期圧は上述のようにして導出される。

最初の収縮期圧及び拡張期圧は、それぞれメモリ内の位置９６．９８に保存され る（ステップ１６４）。他の初期値も同様に保存される（ステップ１６４）。こ れらの初期値には、カウンタ１５６によって判定され収縮期圧に相当するビーク Ｋ。信号とＲ波１２７との間の遅延時間１５４、並びに最初の拡張期圧と関連の あるビークＫＩ）信号とＲ波１２７との間の遅延が含まれる。これらの時間周期 は、それぞれメモリ内の位ｆｔ８７．８９に保存される。最初の血圧測定サイク ルにて得られたピークＫＤ信号は平均最大値りを修正するために用いられるＣ図 ３）。最初の測定サイクルでの平均心拍数はメモリの位置９７に保存される。

最初の血圧測定サイクルのおわりに、コンピュータ３０は心臓ゲート期間の初期 値、及びゲートが中心にくる心拍周期の時間を計算する。これらの値はメモリの 位置９１．９３にそれぞれ保存される。最初の測定サイクルの間のみ、心臓ゲー ト期間は、位置９７に保存された心拍数によって表される心拍周期の５０％に設 定される。さらに、心臓ゲートの最初の中心時間は、心臓ゲートがＲ波信号１２ ７を検出すると直ちに始動できるように計算される。

次の測定サイクルに先立って、コンピュータ３０は、最初のゲート期間の２８％ に心臓ゲート２６の期間を調整しくステップ１６６）、以前の値と置換して位置 ９１に新しい値を保存する。コンピュータ３０は、ゲート２６の中心を、最初の 収縮期圧に対応するピークＫＤ信号とＲ波１２７との間の（位置８７に保存され た）遅延時間にシフトさせる。心臓ゲート２６のタイミング及び期間の調整は、 心臓ゲート２６がカフ圧で収縮期圧以上で生じたコロトコフ音とほぼ一致するよ うに行われる。

そして、次の血圧測定サイクルは、位置８７に保存された値によって指摘された 時間で生じた心臓ゲート２６を使用する初期の収縮期圧以上のカフ圧で開始され る（ステップ１６８）。各心臓ゲートの期間は、位置９７に保存された心拍数に 相当する心拍周期の２８％である。よって、心臓ゲート２６の幅は、心拍数の変 化に応じて測定サイクルの間に変化する。圧力Ｐ、の測定は、発せられた各心臓 ゲート２６に対して行われ、心臓ゲート２６の間に変換器１８．２０によって生 成された信号は上述の方法でコロトコフ音またはノイズの存在ゆえに分析される （ステップ１７０）。

カフ１６が収縮される度に、コンピュータ３０は、次の心臓ゲート２６の中心を カフ１６の現在の圧力に応じた心拍周期の間にシフトすべきか否かを判断する。

カフェ６の現在の圧力Ｐ、が最新に測定され位置９６に保存された収縮期圧以上 であれば（ステップ１７６）、次の心臓ゲート２６の中心は、現在の時間、すな わち位置８７に保存されたＲ波信号１２７からピークＫＤ信号までの時間に保持 される（ステップ１７８）。血圧測定サイクルが、カフ圧Ｐ１が位置８８に保存 され最新に測定された拡張期圧以下となるように進行すれば、次の心臓ゲートは 、Ｒ波信号１２７からビークに０信号までの（位置８９に保存された）時間で中 心が配置される（ステップ１８２）。

中間の圧力に対し、次の心臓ゲート２６の中心が配置される時間は、線形補間法 によって判断される（ステップ１８４）。補間法は、最新に測定された収縮期圧 及び拡張期圧の間の現在のカフ圧力Ｐ、の値を評価して行われる。同じ関係が収 縮期圧及び拡張期圧に対するＲ波−Ｋｏ信号時間（位置８７．８９に保存されて いる）の差に適用され、次の心臓ゲート２６の中心に対する補間時間が得られる 。

測定サイクルは、新しい収縮期圧及び拡張期圧が決定される（ステップ１８６） まで継続される（ステップ１７４）。

次の測定サイクルを実行する前に、コンピュータ３０は、収縮期圧及び拡張期圧 に対する現在の時間に基ついた位置８７．８９に保存された予想Ｒ波−ＫＤ信号 の精度をそれぞれ評価する。さらに、コンピュータ３０は、それに応して予想時 間を調節する。特に、Ｋ、−Ｐ、対がテーブル９４に保存される度に、関係する Ｒ波信号１２７とビークに、信号との間の遅延時間１５４も保存される。収縮期 圧及び拡張期圧に相当するピークＫＩ、信号は上述の規準に応じてテーブル９４ にて確認され、関連する遅延時間１５４は位置８７．８９にある予想時間とそれ ぞれ比較される（ステップ１８８）。実際の時間の一方（または両者）が予想時 間と異なる場合、間違った予想時間は応じて１６ｍ５ｅＣだけ増加または減少さ れて間違いを減らす（ステップ１９０）。予想時間は、最小及び最大時間が生理 学的に起こり得る例えば１００ｍ５ｅｃ、４００ｍ５ｅｃにそれぞれ制限されて いる。

次に、コンピュータ３０は、位置９７に保存された心拍数に相当する以前の（こ の場合は初回の）心拍周期に測定サイクル中に判定された平均心拍周期を比較す る（ステップ１９２）。心拍周期が変化すれば、収縮期及び拡張期予想Ｒ波−に 、信号時間は、心拍周期の変化の所定の割合だけ調整される（ステップ１９４） 。心拍数が毎分１００以下であれば、この割合は２５％である。それ以外は、時 間は心拍周期の変化の８％だけ調節される。コロトコフ音の間隔に対するＲ波は 、心拍数の変化に対して線形に変化しないので、差のパーセントが用いられる。

調整の方向は、心拍周期か変化（増加または減少）する方向に相当する。

次に、新しい時間か次の測定サイクルでの使用に備えて対応するメモリ位置８７ ．８９に保存される（ステップ１９６）。フロー全体か次の全測定サイクルにて 反復される。

５、犬なる振幅ノイズの中−山 図２及び図５において、変換器１８．２０及び電極２４によって検出された信号 の過度のレベルは、たいてい有効コロトコフ音や心臓信号というよりもむしろノ イズによって生成されている。よって、　（検出器７４からの）各ビークＫ。信 号及びビークＥＣＧ信号１２５は、予期される最大ノンノイズ信号を表すように 選択された比較的高いしきい値と比較される。しきい値は、来歴しきい値７６に 用いられる平均最大値ＫＤの１５０％である。しきい値がビーク信号のいずれか １つを」二回れば、血圧測定は中止され、ビークＫＤ及びビークＥＣＧ信号の両 者がしきい値未満に低下した後の３秒後に再開される。これによって、ノイズが 確実に廃棄されてから測定が再開される。故に、継続的な中断か回避される。

中止期間の全時間はコンピュータ３０に保存される。全時間か１回の測定サイク ルにおいて１５秒を越える場合、サイクル全体か中止される。血圧測定は、次の サイクルでて再開される。

６、他の実施例 本発明の請求項の範囲に含まれる他の実施例を示す。

例えば、図７に図４の方法に替わるノイズレベル検出方法を示す。ノイズセンサ ２００かコロトコフ音に対するノイズを検出するために配置される。例えば、セ ンサ２００は、ヘルドに装着されたり、またはトレッドミル１４（図１）に取り 付けられたり、信号と相関関係を有するノイズ（例えば被験者のトレッドミルを 蹴る足音）をセンサ２００が検出することかできるような位置に配置される。

センサ２００によって生成された信号は、上述のように、増幅され、次に帯域フ ィルタを通過し、ディジタル化される（２０２）。ディジタルワードの絶対値が 取り込まれてビーク検出が行われた後（２０４）、ノイズ信号２０６は、現象に 関係するノイズなどの最小受容レベルに設定された所定のしきい値を有するコン パレータ２０４に供給される。

図４の方法とは異なり、比較は心臓ゲート２６から外れてではなく、心臓ゲート ２６の間に行われる。

ノイズレベルは、ノイズ信号２０６が比較しきい値を上回れば、受は入れられな いほど大きいとみなす。故に、コンパレータ８４，８８（図３）か、来歴しきい 値７６及びノイズしきい値７８が心臓ゲート２６の間に上回ることをそれぞれ示 めす場合、コロトコフ音候補は却下される。

（この動作は論理ＡＮＤゲート２１０によって表される。）コンピュータ３０は 、いかなる無効コロトコフ音に関しても同様に反応する。

図８を参照すると、変換器１８．２０とほぼ同一の感度及び同様な周波数特性を 有するノイズセンサ２２０が、血圧信号（すなわち、コロトコフ音）に優先する 動作及びノイズを検出するために（例えば変換器１８．２０からカフェ６の反対 側に）配置され°Ｃいる。センサ２２０と変換器１８．２０とがかなり接近して 配置されるために、センサ２２０及び変換器１８．２０は、同一のノイズ源（例 えば、対象となる腕の動きや対象となる腕の動作によって生じる音など）からノ イズを検出する。故に、センサ２２０によって検出されたノイズは、変換器１８ ．２０によって検出されたノイズと若干の相関を有し、変換器からのに３信号の ノイズレベルを低減させる判断基準として用いることができる。

ノイズセンサ２２０によって生成された電気信号は、上述と同様な方法で、増幅 され、フィルタを通過し、ディジタル化される（２２０）。次に、ディジタル信 号（Ｋ。）の一部（１／ａ）が計算され（２２４）、ノイズ信号の一部は、減算 器６４（図２）からのに０信号と一緒に減算器に供給される。Ｋ、、の一部は、 減算器２２６によって生成された修正に０信号の全パワー（すなわち、　［Ｋ、 　−（１／ａ）Ｋ、］　）を最小にするように選択される。検出器２２０によっ て検出されたノイズは変換器１８．２０によって検出されたノイズと相関を有す るので、ノイズは減算によってかなり減少される。その結果、修正Ｋ。信号のＳ ／Ｎ比は向上する。

修正に０信号は絶対値発生器６８（図２）に供給され、上述と同様な方法で処理 が進行する。

上記方法は、上述のオッシロメトリック（ｏｓｃｉｌｌｏｍｅｔｒｉＣ）方法及 びパルス伝搬方法、動脈振動計測、並びにインビーダンスブレチスモグラフィ及 び超音波血流測定のような他の血圧測定方法とともに用いられる。

１８６から 図６ｂ フロントページの続き （７２）発明者　ツイード　デビット　ジー。

アメリカ合衆国　マサチューセッツ州 ０２１４６　チェスナツト　ヒル　サウス　ストリート１８０

Claims (150)

【特許請求の範囲】
1. １．血圧を測定する方法であって、 血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出する行程と、 血圧を示さない前記信号のレベルに優勢的に基づいたしきい値を発現させる行程 と、 血圧を示す前記生体信号を血圧を示さない前記信号から識別することを援助する ために前記しきい値を使用する行程と、 を有することを特徴とする方法。
2. ２．変換器にて血圧を示す前記信号を少なくとも検出する行程をさらに有するこ とを特徴とする請求項１記載の方法。
3. ３．血圧カフを備えた前記変換器を使用する行程をさらに有し、血圧を示す前記 信号は血流に関係する信号を含むことを特徴とする請求項２記載の方法。
4. ４．血圧を示さない前記信号を前記変換器にて検出する行程をさらに含むことを 特徴とする請求項２記載の方法。
5. ５．血圧カフを備えた前記変換器を使用する行程をさらに有し、血圧を示す前記 信号は血流に関する信号を含むことを特徴とする請求項４記載の方法。
6. ６．血圧を示す前記信号と血圧を示さない前記信号とを検出するために前記変換 器を使用する行程をさらに有することを特徴とする請求項３記載の方法。
7. ７．血圧を示さない前記信号を優位に検出するように配置された変換器によって 血圧を示さない前記信号を検出する行程をさらに有することを特徴とする請求項 １記載の方法。
8. ８．連続する心拍周期の間に前記識別を援助するために前記しきい値を使用する 行程と、 前記心拍周期の間に少なくとも一部が検出された血圧を示さない前記信号に基づ いた前記心拍周期の各々に対し前記しきい値を発現させる行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１記載の方法。
9. ９．前記心拍周期の間にのみ検出された血圧を示さない前記信号に基づいた前記 心拍周期の各々に対して前記しきい値を発現させる行程をさらに有することを特 徴とする請求項８記載の方法。
10. １０．血圧を示さない前記信号が所定レベルを越えた場合に前記しきい値を増加 させる行程をさらに有することを特徴とする請求項１記載の方法。
11. １１．心拍周期の選択された−期間の間に生じた信号の識別を援助するために前 記しきい値を使用する行程をさらに有することを特徴とする請求項１０記載の方 法。
12. １２．血圧を示さない前記信号前記所定レベル以下に減少した場合に前記しきい 値を減少させる行程をさらに有することを特徴とする請求項１０記載の方法。
13. １３．血圧を示さない信号を前記しきい値が減少する前の所定時間に亘って前記 所定レベル未満に保持することを必要とする行程をさらに有することを特徴とす る請求項１２記載の方法。
14. １４．以前に検出された血圧を示す生体信号のレベルに基づいた第２しきい値を 発現させる行程をさらに有することを特徴とする請求項１記載の方法。
15. １５．血圧を示さない前記信号が所定レベルを上回る場合に前記第２しきい値を 増加させる行程をさらに有することを特徴とする請求項１４記載の方法。
16. １６．血圧を示さない前記信号が前記所定レベル以下に減少した場合に前記第２ しきい値を減少させる行程をさらに有することを特徴とする請求項１５記載の方 法。
17. １７．血圧を示さない前記信号を前記第２しきい値が減少する前の所定期間に亘 って前記所定レベル以下に保持することを必要とする行程をさらに有することを 特徴とする請求項１６記載の方法。
18. １８．１対の変換器及び血圧カフにて前記検出を行う行程と、 前記しきい値を発現させるために１対の前記変換器によって生成され、且つ血圧 を示す前記生体信号及び血圧を示さない前記信号の両者を含む出力信号を互いに 加算する行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１記載の方法。
19. １９．前記血圧カフの下に１対の前記変換器を配置する行程及び前記測定中に前 記カフを膨張させる行程をさらに有することを特徴とする請求項１記載の方法。
20. ２０．前記出力信号の和の所定の一部分を測定する行程及び前記一部分を前記し きい値として使用する行程をさらに有することを特徴とする請求項１記載の方法 。
21. ２１．心拍数の少なくとも一部に基づいた前記一部分を測定する行程をさらに有 することを特徴とする請求項２０記載の方法。
22. ２２．血圧を示さない前記信号が所定レベルを上回る場合に前記一部分を増加さ せる行程をさらに有することを特徴とする請求項２０記載の方法。
23. ２３．心拍周期のうち選択された期間に生じた信号の識別を援助するために前記 しきい値を使用する行程と、前記所定レベルが前記選択された期間から外れて生 じた信号を上回るか否かを判断する行程と、をさらに有することを特徴とする請 求項２２記載の方法。
24. ２４．血圧を示さない前記信号が前記所定レベル未満に減少した場合前記一部分 を減少させる行程をさらに有することを特徴とする請求項２２記載の方法。
25. ２５．前記一部分が前記所定一部分に減少する前に、血圧を示さない前記信号を 複数の心拍周期に亘って所定レベル未満に保持することを必要とする行程をさら に有することを特徴とする請求項２４記載の方法。
26. ２６．前記出力信号のうち一方から他方を減算して血圧信号候補を発現させる行 程をさらに有することを特徴とする請求項１８記載の方法。
27. ２７．前記血圧信号候補が前記しきい値を上回る場合に前記血圧信号候補を対応 する有効血圧信号として指摘する行程をさらに有することを特徴とする請求項２ ６記載の方法。
28. ２８．１対の前記変換器は１つの変換器の１対の入力部を含むことを特徴とする 請求項１８記載の方法。
29. ２９．血圧を測定する装置であって、 血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出する手段と、 血圧を示さない前記信号のレベルに基づくしきい値を発現させる手段と、 血圧を示す前記生体信号と血圧を示さない前記信号との識別を援助するために前 記しきい値を使用する手段と、を含むことを特徴とする装置。
30. ３０．検出用の前記手段は、血圧を示す前記生体信号を少なくとも検出する変換 器を含むことを特徴とする請求項２９記載の装置。
31. ３１．前記変換器は血圧を示さない前記信号も検出することを特徴とする請求項 ３０記載の装置。
32. ３２．検出用の前記手段はさらに血圧カフを有し、血圧を示す前記生体信号は血 流に関する信号を含むことを特徴とする請求項３１記載の装置。
33. ３３．使用の前記手段は連続する心拍周期に亘って前記検出信号を備えた前記し きい値を使用し、前記しきい値を発現させる前記手段は前記心拍周期の少なくと も一期間に検出された血圧を示さない前記信号に基づいた前記心拍周期の各々に 対して前記しきい値を生成することを特徴とする請求項２９記載の装置。
34. ３４．血圧を示さない前記信号が所定レベルを上回る場合に前記しきい値を増加 させる手段をさらに有することを特徴とする請求項２９記載の装置。
35. ３５．以前に検出された血圧を示す前記生体信号のレベルに基づいた第２しきい 値を発現させる手段と、血圧を示す前記生体信号と血圧を示さない前記信号との 識別を援助するために前記第２しきい値が使用される手段と、 をさらに有することを特徴とする請求項２９記載の装置。
36. ３６．血圧を示さない前記信号が前記所定レベルを上回る場合前記第２しきい値 を増加させる手段をさらに有することを特徴とする請求項３５記載の装置。
37. ３７．検出用の前記手段は血圧を示す前記生体信号及び血圧を示さない前記信号 の両方を含む出力信号を各々が生成する１対の変換器及び血圧カフを含み、前記 しきい値を発現させるために前記出力信号を互いに加算する手段をさらに有する ことを特徴とする請求項２９記載の装置。
38. ３８．血圧信号候補を発現させるために前記出力信号を減算する手段と、 前記血圧信号候補を前記しきい値と比較し且つ前記血圧信号候補が前記しきい値 を上回る場合に前記血圧信号候補を対応する有効血圧信号とする手段と、を有す ることを特徴とする請求項３７記載の装置。
39. ３９．血圧を測定する方法であって、 血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出する行程と、 血圧を示さない前記信号のレベルに基づいた第１のしきい値を発現させる行程と 、 以前に検出された血圧を示す生体信号のレベルに基づいた第２しきい値を発現さ せる行程と、 血圧を示す前記生体信号と血圧を示さない前記信号との識別を助けるために前記 第１及び第２しきい値を使用する行程と、 を有することを特徴とする方法。
40. ４０．変換器にて血圧を示す前記生体信号を少なくとも検出する行程をさらに有 することを特徴とする請求項３９記載の方法。
41. ４１．血圧を示す前記生体信号及び血圧を示さない前記信号を検出する前記変換 器を使用する行程をさらに有することを特徴とする請求項４０記載の方法。
42. ４２．血圧カフを備えた前記変換器を使用する行程をさらに有し、血圧を示す前 記生体信号は血流に関する信号を含むことを特徴とする請求項４１記載の方法。
43. ４３．血圧を示さない前記信号が所定レベルを上回る場合に前記第１及び第２し きい値を増加させる行程をさらに有することを特徴とする請求項３９記載の方法 。
44. ４４．心拍周期の選択された−期間において生じた信号を識別するために前記第 １及び第２しきい値を使用する行程と、 前記所定レベルが前記心拍周期の選択された−期間を外れて生じた信号だけ上回 るか否かを判断する行程と、をさらに有することを特徴とする請求項４３記載の 方法。
45. ４５．血圧を示さない前記信号が前記所定レベル未満に減少した場合に前記第１ 及び第２しきい値を減少させる行程をさらに有することを特徴とする請求項４３ 記載の方法。
46. ４６．前記第１及び第２しきい値が減少する前の所定期間に亘って血圧を示さな い前記信号を前記所定レベル未満に保持することを必要とする行程をさらに有す ることを特徴とする請求項４５記載の方法。
47. ４７．血圧を示す前記生体信号及び血圧を示さない前記信号の両方を含む出力信 号を各々が生成する１対の変換器と血圧カフとを用いて前記検出を行う行程と、 血圧信号候補を発現させるために前記出力信号の一方から他方を減算する行程と 、 前記血圧信号候補を前記第１及び第２しきい値と比較する行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項３９記載の方法。
48. ４８．前記第２しきい値を発現させる行程は、前記変換器によって以前に検出さ れた前記信号から発現された血圧信号候補の平均を判断する行程を含むことを特 徴とする請求項４７記載の方法。
49. ４９．前記第２しきい値を発現させる行程は、前記平均の所定の一部分を使用す る行程をさらに含むことを特徴とする請求項４８記載の方法。
50. ５０．使用のための前記行程は、前記第２しきい値を前記変換器の各々によって 生成された前記信号と前記血圧信号候補とに比較する行程と、 前記第１しきい値を前記血圧信号候補に比較する行程と、前記信号の全てが前記 しきい値を上回る場合に前記血圧信号候補を対応する有効血圧信号とする行程と 、を有することを特徴とする請求項４８記載の方法。
51. ５１．前記変換器によって以前に検出された前記信号から発現された血圧信号候 補の平均を判断する行程と、前記血圧信号候補に対し第２しきい値として前記平 均の一部分を使用し、且つ前記変換器の各々によって生成された前記信号に対し 前記第２しきい値として前記平均の小さい部分を使用する行程と、 を有することを特徴とする請求項５０記載の方法。
52. ５２．血圧を示さない前記信号が所定レベルを上回る場合に前記一部分を増加さ せる行程をさらに有することを特徴とする請求項５１記載の方法。
53. ５３．心拍周期の選択された−期間に生じた信号を識別するために前記第１及び 第２しきい値を使用する行程と、前記所定レベルが前記心拍周期の選択された− 期間から外れて生じた信号分だけ上回っているか否かを判断する行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項５２記載の方法。
54. ５４．血圧を示さない前記信号が前記所定レベル以下に減少した場合に前記一部 分を減少させる行程をさらに有することを特徴とする請求項５２記載の方法。
55. ５５．血圧を示さない前記信号が前記一部分が減少する前の所定期間に亘って所 定レベル未満に保持されることを必要とする行程をさらに有することを特徴とす る請求項５４記載の方法。
56. ５６．前記所定レベルが上回る心拍周期に亘って前記一部分を継続的に増やし、 且つ前記所定レベルが上回らない他の心拍周期に亘って前記部分を継続的に減ら す行程を有し、前記増加は、増分が前記減少の減少分よりも大きいことを特徴と する請求項５１記載の方法。
57. ５７．前記第１しきい値を発現するために１対の前記変換器によって生成された 前記信号を加算する行程をさらに有することを特徴とする請求項４７記載の方法 。
58. ５８．使用のための前記行程は、 前記第２しきい値を前記変換器の各々によって生成された前記信号と前記血圧信 号候補とに比較する行程と、前記第１しきい値を前記血圧信号候補に比較する行 程と、前記信号の全てが前記しきい値を上回る場合に前記血圧信号候補を対応す る有効血圧信号とする行程と、を有することを特徴とする請求項５７記載の方法 。
59. ５９．前記生成信号の和の所定部分を前記第１しきい値として使用する行程をさ らに有することを特徴とする請求項５７記載の方法。
60. ６０．心拍数の少なくとも一部分に基づいた前記所定部分を選択する行程をさら に有することを特徴とする請求項５９記載の方法。
61. ６１．１対の前記変換器は単一の変換器の１対の入力部を有することを特徴とす る請求項４７記載の方法。
62. ６２．血圧を測定する装置であって、 血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出する手段と、 血圧を示さない前記信号のレベルに基づいた第１しきい値を発現させる手段と、 以前に検出され血圧を示す生体信号のレベルに基づいて第２しきい値を発現させ る手段と、 血圧を示す前記生体信号と血圧を示さない前記信号とを識別するために前記第１ 及び第２しきい値を使用する手段と、 を有することを特徴とする装置。
63. ６３．検出用の前記手段は、血圧を示す前記生体信号及び血圧を示さない前記信 号を含む出力信号を各々が生成する変換器、並びに血圧カフを有し、 血圧信号候補を発現するために前記出力信号を減算する手段と、 血圧を示す前記生体信号と血圧を示さない前記信号とを識別するために前記血圧 信号候補を前記対１及び第２しきい値と比較する手段と、 をさらに有することを特徴とする請求項６２記載の装置。
64. ６４．前記第２しきい値を前記変換器の各々によって生成された前記信号と前記 血圧信号候補とに比較する手段と、前記第１しきい値を前記血圧信号候補に比較 する手段と、前記信号の全てが前記しきい値を上回る場合に前記血圧信号候補を 対応する有効血圧信号とする手段と、をさらに有することを特徴とする請求項６ ３記載の装置。
65. ６５．心拍周期の−期間において血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を 検出する行程と、前記心拍周期の前記期間から外れて別の信号を検出する行程と 、 血圧を示す前記生体信号と血圧を示さない前記信号とを識別するために前記別の 信号を使用する行程と、を有することを特徴とする方法。
66. ６６．血圧を示さない前記信号のレベルに少なくとも一部が基づいたしきい値を 発現する行程と、血圧を示す前記生体信号と血圧を示さない前記信号とを識別す るために前記しきい値を使用する行程と、をさらに有することを特徴とする請求 項６５記載の方法。
67. ６７．前記別の信号のレベルを前記しきい値の少なくとも一部の基礎とする行程 をさらに有することを特徴とする請求項６６記載の方法。
68. ６８．血圧を示さない前記信号のレベルに基づいた前記しきい値の公称レベルを 判断する行程と、前記別の信号が所定レベルを上回る場合に前記しきい値を前記 公称レベルから増加する行程と、をさらに有することを特徴とする請求項６６記 載の方法。
69. ６９．前記別の信号が前記所定レベル未満に減少した場合に前記しきい値を減少 させる行程をさらに有することを特徴とする請求項６８記載の方法。
70. ７０．前記別の信号を前記しきい値が減少する前の所定時間に亘って前記所定レ ベル未満に保持することを要する行程をさらに有することを特徴とする請求項６ ９記載の方法。
71. ７１．以前に検出された血圧を示す生体信号のレベルに基づいた第２しきい値が 発現する行程と、血圧を示す前記生体信号と血圧を示さない前記信号とを識別す るために前記第１しきい値を使用する行程と、をさらに有することを特徴とする 請求項６６記載の方法。
72. ７２．前記第２しきい値を前記別の信号のレベルに少なくとも一部分基づかせる 行程をさらに有することを特徴とする請求項７１記載の方法。
73. ７３．前記別の信号が所定レベルを上回る場合に前記第２しきい値を増加させる 行程をさらに有することを特徴とする請求項７２記載の方法。
74. ７４．前記別の信号が前記所定レベル未満に減少した場合に前記第２しきい値を 減少させる行程をさらに有することを特徴とする請求項７３記載の方法。
75. ７５．前記別の信号を前記第２しきい値が減少する前の所定時間に亘って前記所 定レベル未満に保持することを要する行程をさらに有することを特徴とする請求 項７４記載の方法。
76. ７６．連続した心拍周期に亘って前記検出行程を行う行程と、 連続した心拍周期において前記別の信号が所定レベルを上回る場合に前記第１及 び第２しきい値を増加させる行程と、 連続した心拍周期において前記別の信号が所定レベル未満になった場合に前記第 １及び第２しきい値を減少させる行程と、 を有し、前記増加の段階は前記減少の段階よりも多いことを特徴とする請求項７ １記載の方法。
77. ７７．前記第１及び第２しきい値がこれ以上減少しない最小レベルを設定する行 程をさらに有することを特徴とする請求項７６記載の方法。
78. ７８．血圧を測定する装置であって、 心拍周期の−期間において血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出す る手段と、 前記心臓私有器の前記期間を外れた別の信号を検出する手段と、 血圧を示す前記生体信号と血圧を示さない前記信号とを識別するために前記別の 信号を使用する手段と、を有することを特徴とする装置。
79. ７９．血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出することによって対象 者の血圧を測定する方法であって、ａ）カフを所定圧力に膨張させる行程及び次 に前記検出が行われている間に連続した心拍周期内の前記圧力を減少させる行程 と、 ｂ）各心拍周期の間に前記検出信号を処理する行程であって、 現在の心拍周期の間に検出された血圧を示す前記信号ら基づいた現在の血圧信号 候補を引き出す行程と、前記現在の心拍周期の間に検出された血圧を示さない前 記信号のレベルに基づいた第１しきい値を発現する行程と、 前の心拍周期の間に検出された血圧信号候補に基づいた第２しきい値を引き出す 行程と、 血圧を示す前記生体信号と血圧を示さない前記信号とを識別するために前記第１ 及び第２しきい値を前記現在の血圧信号候補に比較する行程と、 前記現在の血圧信号候補が前記第１及び第２しきい値を上回る場合に現在の心拍 周期内で発生した有効血圧信号を判断する行程と、 前記第１しきい値が前記現在の血圧信号候補を上回る場合に現在の心拍周期にお いて生じた疑似音を判断する行程と、 前記第２しきい値が前記現在の血圧信号候補を上回る場合に現在の心拍周期にお いて生じた不明瞭音を判断する行程と、 を有することを特徴とする方法。
80. ８０．連続した心拍周期に亘って前記比較を行う行程と、前記心拍周期の間に検 出された血圧を示さない前記信号に基づいた前記心拍周期の各々に対して前記第 １しきい値を発現する行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項７９記載の方法。
81. ８１．有効血圧信号が発生したと判断された場合に、前記心拍周期の間に前記血 圧信号候補及び前記カフの対応する圧力を保存する行程と、 前記圧力を減少させ且つ次の心拍周期の間に前記処理を繰り返す行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項７９記載の方法。
82. ８２．別の有効血圧信号が次の心拍周期に生じたと判断されなければ、所定心拍 周期に生じたと判断された有効血圧信号は廃棄される行程をさらに有することを 特徴とする請求項８１記載の方法。
83. ８３．有効血圧信号が生じたと判定された前記心拍周期の各々に対して血圧信号 候補及び前記カフの対応する圧力が保存される行程と、 保存された前記血圧信号候補及び前記カフの対応する圧力から前記対象者の収縮 及び拡張期圧が判断される行程と、をさらに有することを特徴とする請求項８１ 記載の方法。
84. ８４．収縮期圧を判断する前記行程は、第３しきい値を保存された前記血圧信号 候補に比較する行程と、 前記第３しきい値を上回り保存された対応する血圧信号候補を有する保存された 最大の圧力を収縮期圧とする行程と、 を有することを特徴とする請求項８３記載の方法。
85. ８５．前記第２しきい値に基づいた前記第３しきい値を引き出す行程をさらに有 することを特徴とする請求項８３記載の方法。
86. ８６．血圧を示さない前記信号が所定レベルを上回る場合に前記第２及び第３し きい値を増加させる行程をさらに有することを特徴とする請求項８５記載の方法 。
87. ８７．血圧を示さない前記信号が前記所定レベル以下に減少した場合に前記第２ 及び第３しきい値を減少させる行程をさらに有することを特徴とする請求項８６ 記載の方法。
88. ８８．血圧を示さない前記信号を前記第２及び第３しきい値が減少される前の所 定時間に亘って前記所定レベル以下に保持することを要する行程をさらに有する ことを特徴とする請求項８７記載の方法。
89. ８９．前記収縮期圧が前記所定カフ圧よりも少ない所定量となる場合に前記収縮 期圧が却下される行程をさらに有することを特徴とする請求項８３記載の方法。
90. ９０．前記収縮期圧が以前に測定された対象者の収縮期圧に基づく圧力の所定範 囲内にない場合に前記収縮期圧が却下される行程をさらに有することを特徴とす る請求項８３記載の方法。
91. ９１．対象者の現在の心拍数が以前の心拍数と異なるか否かを判断する行程と、 前記収縮期圧が、前記現在の心拍数が前記以前の心拍数から変化する方向とは反 対方向に、以前に測定された収縮期圧から変化する場合に、前記収縮期圧を却下 する行程と、をさらに有することを特徴とする請求項８３記載の方法。
92. ９２．前記収縮期圧が測定された後、 前記対象者の予想拡張期圧以上の所定圧力に前記カフを収縮させる行程と、 前記カフの収縮中は血圧測定を中止する行程と、をさらに有することを特徴とす る請求項８３記載の方法。
93. ９３．収縮期圧を測定する行程は、 前記不明瞭な信号が生じたと判定された所定数の心拍周期に継続する所定心拍周 期に生じたと判定されて保存された血圧信号候補を確認する行程と、 確認された前記血圧信号に対応する保存された前記圧力を前記拡張期圧とする行 程と、 を有することを特徴とする請求項８３記載の方法。
94. ９４．前記対象者の以前に測定された拡張期圧の平均を判断する行程と、 前記拡張期圧が前記平均圧力に基づいた圧力の所定範囲内にない場合に前記拡張 期圧を却下する行程と、をさらに有することを特徴とする請求項９３記載の方法 。
95. ９５．疑似信号が生じた場合に、 前記カフ圧力を一定に保持する行程及び次の心拍周期の間に前記処理を繰り返す 行程をさらに有することを特徴とする請求項７９記載の方法。
96. ９６．前記疑似信号が前記一定圧力のもとに所定数の心拍周期に亘って生じた場 合、前記圧力を減少させる行程と、次の心拍周期の間に前記処理を繰り返す行程 と、をさらに有することを特徴とする請求項９５記載の方法。
97. ９７．不明瞭な信号が生じた場合、 前記圧力を減少させる行程と、次の心拍周期の間に前記処理を繰り返す行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項７９記載の方法。
98. ９８．第３しきい値を保存された前記血圧信号候補に比較する行程、及び前記第 ３しきい値を上回り且つ保存された対応する血圧信号候補を有する保存された最 大圧力を収縮期圧とする行程と、 前記不明瞭な信号が生じたと判定された所定数の心拍周期に継続する所定心拍周 期に生じたと判定される保存された血圧信号候補を確認する行程と、 確認された前記血圧信号候補に対応する保存された圧力を前記拡張期圧とする行 程と、 を有することを特徴とする請求項８３記載の方法。
99. ９９．血圧を示さない前記信号が所定レベルを上回る場合に前記第３しきい値を 増加させる行程と、前記第３しきい値の増加に基づく前記拡張期圧と、前記収縮 期圧とを変化させる行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項９８記載の方法。
100. １００．指摘された前記収縮及び拡張期圧の変化の量を制限する行程をさらに有 することを特徴とする請求項９９記載の方法。
101. １０１．血圧を測定する方法であって、血圧を示さない信号を検出するように配 置された変換器によって検出された信号のレベルに基づいたしきい値を発現する 行程と、 血圧を示す生体信号及び血圧を示さない前記信号を検出する行程と、 血圧を示す前記信号と血圧を示さない前記信号とを識別するために前記しきい値 を使用する行程と、を有することを特徴とする方法。
102. １０２．前記検出行程を第２変換器にて行う行程をさらに有することを特徴とす る請求項１０１記載の方法。
103. １０３．血圧カフの下方に配置された第２変換器にて前記検出行程を行う行程を さらに有することを特徴とする請求項１０１記載の方法。
104. １０４．血圧を示さない前記信号のレベルに基づいた第２しきい値を発現させる 行程と、 血圧を示す前記信号及び血圧を示さない前記信号とを識別するために前記第２し きい値を前記検出信号に比較する行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１０１記載の方法。
105. １０５．第２変換器及び血圧カフによって前記検出行程を行う行程と、 前記第２変換器によって検出された血圧を示さない前記信号のレベルに基づいた 前記第２しきい値を発現させる行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１０４記載の方法。
106. １０６．以前に検出された血圧を示す生体信号に基づいた第３しきい値を引出す 行程と、 血圧を示す前記信号と血圧を示さない前記信号とを識別するために前記第３しき い値を前記検出された信号に比較する行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１０４記載の方法。
107. １０７．前記検出された信号が第１しきい値、第２しきい値、第３しきい値を上 回る場合、前記検出された信号を有効とする行程をさらに有することを特徴とす る請求項１０６記載の方法。
108. １０８．心拍周期の選択された−期間の間に生じた信号を識別するために前記し きい値を使用する行程と、前記心拍周期の選択された−期間の少なくとも一部の 間に前記変換器によって検出された信号に基づいた前記しきい値を発現させる行 程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１０１記載の方法。
109. １０９．血圧を示す前記信号及び血圧を示さない前記信号を含む出力信号を各々 が生成する１対の変換器及び血圧カフによって前記検出を行う行程と、 第２しきい値を発現させるために前記出力信号を加算する行程と、 血圧信号候補を発現させるために前記出力信号の一方から他方を減算する行程と 、 血圧を示す前記信号と血圧を示さない前記信号とを識別するために最初に言及し たしきい値及び前記第２しきい値を使用する行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１０１記載の方法。
110. １１０．１対の前記変換器によって以前に検出された信号から発現された血圧信 号候補のレベルに基づいた第３しきい値を引出す行程と、 血圧を示す前記信号と血圧を示さない前記信号とを識別するために１対の前記変 換器によって現在検出される信号用のための前記血圧信号候補を前記第３しきい 値に比較する行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１０９記載の方法。
111. １１１．対象者の血圧を測定する装置であって、血圧を示さない信号を検出する よう配置された変換器によって検出された信号のレベルにしきい値を発現する手 段と、 血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出する手段と、 血圧を示す前記生体信号と血圧を示さない前記信号とを識別するために前記しき い値を使用する手段と、を有することを特徴とする装置。
112. １１２．前記検出手段は対象者に接して配置された血圧カフと第２変換器とを含 み、最初に言及した変換器は前記対象者に適宜配置されることを特徴とする請求 項１１１記載の装置。
113. １１３．対象者の血圧を測定する方法であって、血圧を示す生体信号及び血圧を 示さない第１信号を検出する行程と、 血圧を示さない第２信号が前記第１信号と関係を有するように配置された変換器 によって前記第２信号を検出する行程と、 血圧を示す前記生体信号と前記第１信号とを識別するために前記第２信号を使用 する行程と、 を有することを特徴とする方法。
114. １１４．第２変換器を使用して血圧を示す前記生体信号及び前記第１信号を検出 する行程をさらに有することを特徴とする請求項１１３記載の方法。
115. １１５．前記第１及び第２信号が同一のソースから生じるように前記第２変換器 に対して前記第１変換器を配置する行程をさらに有することを特徴とする請求項 １１４記載の方法。
116. １１６．前記第２信号を使用する行程は、前記第２信号の一部を血圧を示す前記 生体信号及び前記第１信号と組合わせる行程を有することを特徴とする請求項１ １３記載の方法。
117. １１７．前記第２信号の前記一部は、血圧を示す前記生体信号及び前記第１信号 のパワーを最小限にするように選択されることを特徴とする請求項１１６記載の 方法。
118. １１８．対象者の血圧を測定する装置であって、血圧を示す生体信号及び血圧を 示さない第１信号を検出する手段と、 血圧を示さない第２信号が前記第１信号と関係を有するように配置された変換器 によって前記第２信号を検出する手段と、 血圧を示す前記生体信号と前記第１信号とを識別するために前記第２信号を使用 する手段と、 を有することを特徴とする装置。
119. １１９．血圧を示す前記生体信号及び前記第１信号を検出する手段は、前記対象 者に接して配置される血圧カフと、前記対象者の動脈近傍に配置されるように前 記カフに関して配置された第２変換器と、を有し、最初に言及した変換器は、前 記対象者に接して配置され、且つ前記動脈に対して適宜配置されることを特徴と する請求項１１８記載の装置。
120. １２０．最初に言及した変換器及び前記第２変換器は、前記カフに接して配置さ れることを特徴とする請求項１１９記載の装置。
121. １２１．対象者の血圧を測定しコンピュータによってアシストされる方法であっ て、 周期的測定サイクルを設定する行程と、各測定サイクルの間に ａ）血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出する行程と、 ｂ）前記血圧を測定するために前記検出された信号を処理する行程と、 によって、血圧を測定する行程と、 各測定サイクルの間に血圧を示さない前記信号のレベルを測定する行程と、 血圧を示さない前記信号が前記サイクルの間に所定レベルを上回った場合に前記 測定サイクルの１つの間は前記測定を中止する行程と、 を有することを特徴とする方法。
122. １２２．血圧を示さない前記信号が前記所定レベル以下になった場合に前記サイ クルの間に前記測定を再開する行程をさらに有することを特徴とする請求項１２ １記載の方法。
123. １２３．血圧を示さない前記信号が前記所定レベル以下になった後の所定時間に 亘って前記測定の再開を遅延する行程と、 血圧を示さない前記信号が前記所定時間に亘って前記所定レベル以下の状態を保 持している場合のみ前記測定を再開する行程をさらに有することを特徴とする請 求項１２２記載の方法。
124. １２４．前記測定が中止されている前記測定サイクルの間の時間を蓄積する行程 と、 前記時間が所定時間を越えた場合前記測定サイクルを終了させる行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１２１記載の方法。
125. １２５．次の測定サイクルの間前記測定を再開する行程をさらに有することを特 徴とする請求項１２２記載の方法。
126. １２６．前記検出を行う少なくとも１つの変換器を含むカフを使用する行程と、 前記変換器によって検出された前記信号のレベルの少なくとも一部に基づいた前 記所定レベルを測定する行程と、をさらに有することを特徴とする請求項１２１ 記載の方法。
127. １２７．前記変換器によって検出された前記生体信号の平均レベルを測定する行 程と、 前記所定レベルを前記平均レベルの所定の一部とする行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１２６記載の方法。
128. １２８．血圧を示さない前記信号を検出するように配置された変換器によって検 出された信号のレベルの少なくとも一部に基づいた前記所定レベルを測定する行 程をさらに有することを特徴とする請求項１２１記載の方法。
129. １２９．前記血圧その底の間で前記対象者の別の機能の測定の間に検出された信 号のレベルの少なくとも一部に基づいた前記所定レベルを測定する行程をさらに 有することを特徴とする請求項１２１記載の方法。
130. １３０．前記機能は心機能であり、前記信号は心臓信号を検出するように配置さ れた少なくとも１つの電極によって生成されることを特徴とする請求項１２９記 載の方法。
131. １３１．対象者の血圧を測定する装置であって、ａ）血圧を示す生体信号及び血 圧を示さない信号を検出する手段と、 ｂ）前記検出信号を処理する手段と、 を含み、周期的測定サイクルを設定し且つ各測定サイクルの間に血圧を測定する 手段と、 各測定サイクルの間に血圧を示さない前記信号のレベルを測定する手段と、 血圧を示さない前記信号が前記サイクルの間に所定レベルを上回る場合に前記測 定サイクルの１つの間に前記測定を中止する手段と、 を有することを特徴とする装置。
132. １３２．血圧を測定する方法であって、カフを所定圧力に拡張する行程及び次に 前記圧力を減少させる行程と、 血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出する行程と、 前記血圧を判断するために連続した心拍周期の間の選択された時間において前記 検出信号を処理する行程と、前記カフの圧力の少なくとも一部に基づいた前記時 間を選択する行程と、 を有することを特徴とする方法。
133. １３３．測定されるべき前記血圧の少なくとも１つの成分に応じて前記時間を選 択する行程をさらに有することを特徴とする請求項１３２記載の方法。
134. １３４．前記血圧の少なくとも１つの成分は収縮期圧及び拡張期圧を含むことを 特徴とする請求項１３３記載の方法。
135. １３５．以前に測定された収縮及び拡張期圧と前記カフの圧力との間の関係に基 づいた前記時間を選択する行程をさらに有することを特徴とする請求項１３２記 載の方法。
136. １３６．前記カフの圧力が以前に測定された前記収縮期圧を上回るか否かを判断 する行程と、 前記カフの圧力が以前に測定された前記収縮期圧を上回る場合に以前に測定され た前記収縮期圧に相当する時間に応じて前記時間を選択する行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１３５記載の方法。
137. １３７．前記カフの圧力が以前に測定された前記拡張期圧よりも小さいか否かを 判断する行程と、前記カフの圧力が以前に測定された前記拡張期圧よりも小さい 場合に以前に測定された前記拡張期圧に相当する時間に応じて前記時間を選択す る行程と、をさらに有することを特徴とする請求項１３５記載の方法。
138. １３８．前記カフの圧力が以前に測定された前記収縮期圧と以前に測定された前 記拡張期圧との間にあるか否かを判断する行程と、 前記カフの圧力が以前に測定された前記収縮期圧と以前に測定された前記拡張期 圧との間にある場合に、以前に測定された前記収縮期圧に相当する第１時間及び 以前に測定された前記拡張期圧に相当する第２時間に応じた前記時間が選択され る行程と、 をさらに有することを特徴とする請求項１３５記載の方法。
139. １３９．以前に測定された前記収縮及び拡張期圧と前記カフの圧力とに基づいた 前記第１時間及び前記第２時間の間の線形補間法によって前記時間が選択される 行程をさらに有することを特徴とする請求項１３８記載の方法。
140. １４０．前記時間の各々は、心拍周期の所定現象と血圧を示す前記生体信号を表 すタイミング信号との間の時間遅延を表し、 前記処理は、 前記検出信号から前記タイミング信号を確認することによって収縮期圧及び拡張 期圧を判断する行程と、前記タイミング信号に対する前記時間遅延に基づいた次 の血圧測定のために前記時間を判断する行程と、を有することを特徴とする請求 項１３２記載の方法。
141. １４１．前記所定現象はＲ波の発生であることを特徴とする請求項１４０記載の 方法。
142. １４２．前記血圧測定用の前記時間を判断する前記行程は、前記収縮期圧及び前 記拡張期圧にそれぞれ相当する前記タイミング信号を確認する行程と、 確認された前記タイミング信号に対する前記時間遅延を判断する行程と、 前記時間遅延に基づいた次の前記血圧測定用に前記時間を選択する行程と、 を有することを特徴とする請求項１４０記載の方法。
143. １４３．前記タイミング信号はコロトコフ音であることを特徴とする請求項１４ ０記載の方法。
144. １４４．次の前記血圧測定用に前記時間を判断する行程は、前記対象者の心拍数 の変化に基づいた前記時間を選択する行程を有することを特徴とする請求項１４ ０記載の方法。
145. １４５．血圧を測定する装置であって、カフを所定圧力に膨張させる行程及び次 に前記圧力を減少させる手段と、 血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出する手段と、 前記血圧を判断するために連続した心拍周期に亘って選択された時間で前記検出 信号を処理する手段と、前記カフの圧力の少なくとも一部に基づいた前記時間を 選択する手段と、 を有することを特徴とする装置。
146. １４６．血圧を測定する方法であって、複数の測定サイクルを行う行程と、 ａ）血圧を示す生体信号及び血圧を示さない信号を検出する行程と、 ｂ）前記血圧を判断するために連続した心拍周期に亘って選択された時間で前記 検出信号を処理する行程と、を有し、現在の測定サイクルの間に血圧を測定する 行程と、現在の前記測定サイクルの間に検出された前記生体信号に少なくとも一 部が基づいた次の測定サイクル用に前記時間を選択する行程と、 を有することを特徴とする方法。
147. １４７．前記時間の各々は心拍周期の所定現象と血圧を示す前記生体信号を表す タイミング信号との間の時間遅延を表し、 現在の測定サイクルにおいて、収縮血圧及び拡張血圧に相当する前記時間遅延を 判断する行程と、前記時間遅延に基づいた次の前記測定サイクル用に前記時間を 選択する行程と、 を有することを特徴とする請求項１４６記載の方法。
148. １４８．前記時間遅延が現在の測定サイクルの間に用いられる時間と異なる場合 に前記次の測定サイクルに対して前記時間を変更する行程をさらに有することを 特徴とする請求項１４７記載の方法。
149. １４９．前記対象者の心拍数の変化に基づいた前記次の測定サイクルに対して前 記時間を選択する行程をさらに有することを特徴とする請求項１４７記載の方法 。
150. １５０．血圧を測定する装置であって、ａ）血圧を示す生体信号及び血圧を示さ ない信号を検出する手段と、 ｂ）前記血圧を判断するために次の心拍周期の間に選択された時間で前記検出信 号を処理する手段と、を有し、複数の測定サイクルを行い且つ現在の測定サイク ルの間に血圧を測定する手段と、 前記現在の測定サイクルの間に検出された前記生体信号の少なくとも一部に基づ いた次の測定サイクルに対し前記時間を選択する手段と、 を有することを特徴とする装置。