JPH07265274A - 血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【目的】安静時はもちろん、雑音が多く心電発生周期が
急激に変化する運動負荷試験などの運動中にも使用でき
る血圧測定装置を提供する。 【構成】血管に圧力を与える加圧手段と、前記血管に加
えられる圧力を検出する圧力検出手段と、前記血管に発
生する振動を検出する振動検出手段と、心電信号を検出
する心電検出手段と、検出された信号を処理する信号処
理手段から構成され、前記振動からコロトコフ音を認識
して血圧を測定する血圧測定装置において、測定中に心
電信号が発生する度に、腕帯の圧力Ｐの影響を勘案した
Ｋ音発生時刻予測式を用いてＫ音発生時刻を予測して、
この時刻前後の期間に振動を測定し、測定の度に予測式
を学習・修正する方法とその装置。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、コロトコフ音（以下
「Ｋ音」と略す）を認識して血圧を測定するもので、特
に運動時などの測定環境が良くない場合でも正確な血圧
測定を可能とする血圧測定装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】Ｋ音認識による血圧測定法では、腕帯を
上腕などに装着した後、腕帯の圧力を制御してＫ音を認
識し、最高および最低血圧を求める。しかしＫ音のレベ
ルは低く、体動などの外乱があるとその影響を受け、識
別は困難である。最近循環機能評価その他の目的で運動
負荷試験が注目されているが、運動時は心臓活動がダイ
ナミックに変化し、しかも体動などにより雑音が多いの
で、従来の血圧測定装置では、正確な血圧測定は困難で
あった。

【０００３】このような問題を解決するために様々な工
夫がなされている。心拍同期型の血圧計は、心電信号発
生から一定時間後に脈波が発生するという点に注目した
もので、特開昭６１−８５９２２は、脈波の発生が予想
される一定期間だけ振動を測定して、雑音の影響を少な
くしようというものである。この発明に含まれる別の発
明に付いては省略する。特開昭５９−１６０４３７もほ
ぼ同様な内容である。しかしこれらの発明には、心電信
号の発生から一定時間後に一定の期間だけ信号を測定す
るとは記載されているが、一定時間と一定期間に関する
具体的な記載はされていない。また特開昭６２−１８１
０２９は、血管振動が予想される一定期間だけ振動を測
定し、さらにこの血管振動と同期してＫ音の発生が予想
される一定期間だけＫ音を測定するようにしたものであ
る。これは前記特開昭６１−８５９２２を改良したもの
であると考えることができ、一定時間と一定期間は心電
信号の周期に比例させているので、多少心電信号の周期
が変化してもそれに追従して測定できる。しかし心電信
号周期の変動に対して追従させる方法は記載されておら
ず、基本的には心電信号の周期がほぼ一定の場合にしか
適用できず、運動負荷のようなダイナミックな変化には
追従できない。またこれらの発明では、測定期間内に発
生する雑音は除去できない。

【０００４】特開昭６２−２９５６４７は、心電信号と
血流音の発生の遅れ時間と、心電信号とＫ音の遅れ時間
とを測定し、それらを演算してＫ音が発生する時刻を予
測してＫ音を測定するものである。この発明は運動中の
血圧測定を目的としており、心拍動の変動に対応してＫ
音発生時刻の予測はある程度できる。しかし血流音の測
定が前提となっているため、血流音の測定が困難な場合
は血圧測定ができない、つまり雑音が重畳した場合はそ
の識別は困難である。またＫ音検出と血流音検出の２個
のセンサを使用しており、本発明と異なり構造が複雑に
なっている。さらにＫ音発生時刻の予測法は本発明と異
なっている。

【０００５】特公平５−６１９２９は、まずパターン認
識法によりＫ音を識別し、さらにＫ音は脈波の立ち上が
り期間に発生してそれ以外の期間に発生する信号は雑音
であるとして雑音を除去しようとするものもある。しか
しこれもＫ音に雑音が重畳すると、パターン認識が自体
が困難になる。

【０００６】特公平５−５６８９７は振動法による血圧
計に関するもので、本発明のＫ音認識による方法とは異
なるものであるが、血管振動を検出してそれを周波数分
析し、ある特定の周波数に着目し、その電力が大きく変
化したときの圧力を最高または最低血圧と判定するもの
である。これも雑音があると指定の周波数に対する電力
が変化するので、その識別は困難である。

【０００７】運動中は振動検出用マイクロフォンの装着
位置がずれて、信号を検出できなくなることがある。従
来は運動中の測定を目的とする血圧計に、この問題を解
決する手段を取り入れたものは存在しない。ただ、橈骨
動脈などに適応して容積を一定に保つトノメトリ法の中
には、測定信号が微弱であるのでセンサの感度が問題と
なり、複数のセンサを配列して、その中の最も出力の大
きいセンサを選択するものもある。実公平５−４６４１
３がこれである。しかしこの考案ではセンサの出力を指
標にして、最も出力の大きいセンサを選択するので、雑
音があれば雑音のために最も大きな出力になることがあ
り、信号を抽出するために最適なセンサを選択できない
ことがある。また、センサの感度は個々にばらつきがあ
り、複数のセンサを使用する場合はセンサを選別する
か、別途感度補正をおこなう必要がある。さらにトノメ
トリ法はＫ音法とは全く異なる原理・手段に基ずくもの
で、目的は安静時のモニタという別の分野の考案であ
り、この考案を運動中の血圧測定に適応することはでき
ない。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】最近、運動負荷試験に
よる心血管系の評価の重要性が広く認識されるにしたが
って、安静時だけでなく運動時血圧測定の必要性が高ま
ってきている。運動負荷試験における血圧測定では、ま
ず試験前の安静状態で、続いてトレッドミルやエルゴメ
ータなどを使用して運動負荷を与えながら一定時間間隔
で測定を繰り返し、その後運動負荷試験が終了した後の
回復期に安静にして一定時間間隔で測定する。運動負荷
試験では、心臓活動がダイナミックに変化し、それにつ
れて心電信号やＫ音の発生タイミングも大きく変化す
る。また体動などによる雑音が測定中全ての期間に発生
し、そのため従来の方法ではＫ音や脈音の識別は困難
で、正確な血圧測定は困難であるという問題があった。
本発明は、Ｋ音発生時刻を正確に予測し、雑音の影響を
少なくして、Ｋ音識別能を高めて、前述の問題を解決
し、安静状態はもちろん、従来は困難であった運動中で
も正確な血圧測定を可能とするものである。なお血圧測
定法には、圧力制御の手順により、圧力を除々に増加さ
せながら血圧を測定する昇圧法と、逆にまず最高血圧値
以上まで加圧した後、除々に圧力を減少させながら測定
する降圧法とがある。ここでは便宜上、昇圧法で説明す
る。

【０００９】

【課題を解決するための手段】本発明は、血管に圧力を
与える加圧手段と、前記血管に加えられる圧力を検出す
る圧力検出手段と、前記血管に発生する振動を検出する
振動検出手段と、心電信号を検出する心電検出手段と、
検出された信号を処理する信号処理手段と、から構成さ
れ、前記振動からＫ音を認識して血圧を測定する、運動
中でも使用できる血圧測定装置に関するものである。

【００１０】前述の問題を解決するために、まずＫ音発
生が予想される期間だけ信号を測定して雑音の影響を減
少させるようにした。心電信号が発生すると、ある時間
遅れて血管の振動が発生する。振動は最低血圧以下の圧
力では脈波だけで、加圧が進んで最低血圧に達するとＫ
音が脈波に重畳して発生する。さらに加圧するとＫ音が
重畳した脈波が複数個発生し、最高血圧に達するとＫ音
は消滅し、その後は脈波だけの振動になる。Ｋ音発生の
タイミングは、血管に加えられる圧力と、その時の心拍
数（心電信号発生周期）によって変化する。Ｋ音発生時
刻を予測するためには、このような点を勘案する必要が
ある。請求項１の発明は前記圧力の影響を、請求項２の
発明は心電信号の周期の影響を、それぞれ勘案するもの
である。

【００１１】心電信号発生時刻からＫ音発生時刻までの
遅れ時間ｔdは、心電信号発生周期が一定でも、腕帯の
圧力が最高血圧から最低血圧まで５０ｍｍＨｇ程度変化
すると、遅れ時間ｔdは１００ｍＳ程度変化する。その
ため正確なＫ音発生時刻を予測するためには、圧力の影
響を考慮する必要がある。そこで請求項１の発明では、
測定時の圧力の影響を考慮して、Ｋ音発生時刻を予測
し、この予測時間に振動を測定するようにした。すなわ
ち、遅れ時間ｔdの予測式を血管に加えられる圧力Ｐの
関数として作成しておき、心電信号が発生する毎にその
時の圧力Ｐと時刻を測定して、この圧力Ｐに対する遅れ
時間ｔdを前記予測式を用いて求め、この遅れ時間ｔdを
心電信号の発生時刻に加算してＫ音発生の予測時刻ｔ1
を求め、その時刻ｔ1の前後の期間Ｔ1に振動信号を測定
するようにした。さらに本請求項の発明では、血圧測定
時に、心電信号を検出する度にそのときの圧力Ｐと遅れ
時間ｔdの関係を測定しし、前記予測式を学習・修正す
るようにした。更新された予測式は次回の血圧測定に用
いる。従来も前述の心拍同期型のように、Ｋ音や脈波の
発生時刻を予測するものはあったが、腕帯の圧力の影響
を勘案する、また測定の度に予測式を学習・修正する請
求項１の発明のようなものは存在しなかった。

【００１２】運動負荷試験では心電信号発生周期が大き
く変化する。このような場合にＫ音発生時刻を予測する
ためには、心電信号発生周期の影響を考慮する必要があ
る。そこで請求項２の発明では、最新の心電信号発生周
期を用いて、Ｋ音発生時刻を予測するようにした。心電
信号発生周期は、Ｋ音発生周期と強い相関を有するとい
う点に着目したもので、前回のＫ音発生時刻に今回の心
電信号発生周期ＴEを加算して今回のＫ音の発生時刻ｔ2
を予測し、その時刻ｔ2の前後の期間Ｔ2に前記振動を検
出するようにした。また、認識されたＫ音から心電発生
周期ＴEだけ遡って、以前発生したＫ音を確認できるよ
うにした。また、心電信号発生周期とＫ音発生周期に注
目した文献は存在するが、請求項２の発明のように心電
信号の周期を用いてＫ音発生時刻を予測し、しかも心電
信号周期は毎回更新され、心電信号周期が大きく変動し
てもそれに追従して正確なＫ音発生時刻が予測できる、
運動負荷試験でも使用できるものは存在しなかった。

【００１３】請求項１と２の２つの発明を組み合わせる
ことにより、振動測定期間をＫ音発生期間程度に短くす
ることができるので、雑音の影響を少なくすることがで
きる。また、運動中などの心臓の拍動がダイナミックに
変化する場合にも適用できる。そのため正確な血圧測定
が可能となる。

【００１４】Ｋ音発生時刻を正確に予測して振動信号の
中からＫ音を検出しても、雑音が多いと、それがＫ音か
それとも雑音かを識別する必要がある。そこで請求項３
の発明では、Ｋ音を測定する度に周波数分析をして、こ
の周波数特性を用いてデジタルフィルタを作成し、この
フィルタを通して振動信号を測定するようにした。同一
の被検者であっても腕帯の圧力や血圧値などが変化する
とＫ音の周波数特性も変化するので、Ｋ音を測定する毎
に周波数分析をして周波数特性の変化を学習し、デジタ
ルフィルタの特性を修正する適応化フィルタを使用して
いる。従来もＫ音検出用フィルタはいくつか考案されて
いたが、本請求項のようなＫ音の周波数特性を利用して
デジタルフィルタを作成し、さらにＫ音を測定する度に
その周波数特性を学習して前記デジタルフィルタを修正
し、この適応化フィルタを用いてＫ音を識別する方法は
存在しなかった。

【００１５】請求項３の発明で測定された信号はＫ音で
ある確率は高いが、Ｋ音の周波数特性に似た雑音がある
と、Ｋ音と誤認識される。そこでＫ音はかならず脈波に
重なって発生し、振動成分は脈波成分とＫ音成分を一定
量ずつ含んでいるということを利用してＫ音か雑音かを
識別するようにした。すなわち請求項４の発明では、振
動信号を周波数分析して脈波とＫ音の電力比を求め、こ
の比の値が一定の範囲内でればＫ音であり、範囲外であ
れば雑音であると判断するようにした。これにより、請
求項３記載のＫ音検出用デジタルフィルタを通過した信
号はＫ音か、それとも偶然通過した雑音か、識別でき
る。従来もＫ音の電力の変化に着目したものはあった。
前記従来技術・特公平５−５６８９７は、信号を周波数
分析して、特定周波数成分の電力の変化を見てＫ音を識
別するものである。しかしこの発明は特定周波数の電力
の値が大幅に変化するとき、Ｋ音は発生または消滅する
と判断するものであり、これと請求項４の発明とは明ら
かに異なるものである。従来は本請求項の発明の方法で
Ｋ音を識別するものは存在しなかった。

【００１６】消滅する直前のＫ音は微弱で認識しにく
く、血圧測定誤差の原因になっている。そこでこの点を
解決するために請求項５の発明では、脈波の位相という
Ｋ音とは異なる視点からＫ音の消失点を識別することに
した。すなわち、血圧測定時に振動検出計３で振動の位
相を順次測定し、位相が反転したときＫ音が消滅したと
判断するアルゴリズムをいれた。従来、Ｋ音が消滅した
とき脈波の位相が反転する、という点に言及した文献は
存在しない。

【００１７】請求項６の発明は、雑音を抑制して信号の
みを検出することを目的とする。振動を検出するセンサ
を複数個配列し、各々のセンサで振動測定期間ＴAとそ
れ以外の期間ＴBに信号を測定して比をとり、その比が
最大と最小のセンサＭ1とＭ2を選択して、それぞれ主入
力センサと参照入力センサとし、センサＭ2の出力信号
をフィルタＨ（ｊω）で処理し、センサＭ1の出力とフ
ィルタＨ（ｊω）の出力の差をとって出力Ｓ0とし、出
力Ｓ0をフィルタＨ（ｊω）にフィードバックし、出力
Ｓ0が最小になるようにフィルタＨ（ｊω）の係数を修
正する、適応化処理をおこなって雑音を抑制するように
した。フィルタの係数を修正するアルゴリズムは、通信
の分野で用いられているＬＭＳ法を用いればよい。しか
し係数修正のアルゴリズムはどのような手段を用いても
よい。センサＭ1で検出される信号に含まれる雑音とセ
ンサM2で検出される雑音との間には相関があるから、こ
の適応化処理が可能となる。このアルゴリズムは測定中
常に実行され、センサ装着位置がずれると、最適位置の
センサを選択しなおして、使用することができるように
している。このＴAは請求項１記載の測定期間Ｔ1または
請求項２記載の測定期間Ｔ2を使用してもよい。

【００１８】従来、前述の実公平−４６４１３で説明し
たように、複数個のセンサを使用しているものもある。
しかしこの考案では、センサの出力を指標にして、最も
出力の大きいセンサを選択するようにしているので、出
力の大きいものでも信号によるものか雑音によるものか
は判別できず、雑音の抑制はできない。また、センサの
感度は個々にばらつきがあり、複数のセンサを使用する
場合は選別するか、感度補正をおこなう必要があり、使
用は複雑になる。またこの考案は、トノメトリ法という
本請求項の発明とは別の応用分野の装置に関するもので
あり、目的、手段、作用、効果ともに異なるものであ
る。本請求項の発明のように適応化処理によって雑音を
抑制する方法は、従来は存在しなかった。

【００１９】運動負荷試験で血圧が変化しても、常に効
率よく短時間で血圧測定ができるように、第７の発明で
は、予想される最低血圧値よりも一定値低い圧力Ｐ1と
最高血圧よりも一定値高い圧力Ｐ2を設定しておき、Ｐ1
からＰ2の範囲内では低速度の測定モードで加圧または
減圧をおこない、その範囲外では急速に加圧または減圧
するようにした。予想される血圧値としては、前回の実
測値、前回までの測定結果や心拍数などから予測される
血圧値などを使用できる。また、血圧の変化に対応でき
るように、Ｐ1とＰ2は測定の度に更新するようにしてい
る。これによって、短時間の血圧測定が可能になり、ま
た、途中で血圧値が変化すると、それに応じて圧力Ｐ1
とＰ2を変化させるので、運動中にも使用できる。従来
の安静時血圧計でも血圧測定範囲外では急速加圧・減圧
を行うものはあったが、ほぼ固定範囲での制御しかでき
ず、運動負荷試験のように血圧が変動するときに、それ
に追従して前記Ｐ1とＰ2の範囲を変更できるものは存在
しなかった。

【００２０】

【作用】従来も振動の発生時刻を予測して血圧測定をお
こなうものはあったが、圧力の影響を考慮していなかっ
たため、測定期間を大きくとらなければならず、そのた
め雑音が混入する確率が高かった。請求項１の発明で
は、腕帯の圧力を勘案してＫ音発生時刻を予測している
ので、従来の方法と比較して、より正確にＫ音発生時刻
を予測でき、そのため測定期間Ｔ1を従来よりも小さく
することができる。そのため、雑音の影響を従来よりも
少なくすることができる。また、遅れ時間の予測式は測
定毎に学習・修正されるので、運動中のように心電信号
の周期が変化する場合にも適用できる。

【００２１】請求項２の発明によると、心電信号発生周
期ＴEとＫ音発生周期には高い相関があるので、精度の
よいＫ音発生時刻の予測ができる。また心電信号発生周
期ＴEは測定の度に更新されるので、運動中など心電信
号の周期が変化する場合でも、さらに不整脈が発生した
場合にも、この変化に的確に追従して正確なＫ音発生時
刻の予測ができる。Ｋ音発生の予測精度が高くなるの
で、期間Ｔ2をＫ音発生期間程度に狭くとることがで
き、雑音の影響を少なくすることができる。

【００２２】請求項３の発明によると、被検者のＫ音周
波数特性を有するデジタルフィルタを作成して、このフ
ィルタをとおして信号を処理する。その後はＫ音を測定
する度に周波数分析して周波数特性を学習してデジタル
フィルタの特性を修正して、次回のＫ音分析に使用す
る。そのため従来より正確なＫ音識別が可能となり、腕
帯や血圧値の変化によってＫ音の周波数特性が変化して
も、それに対応して正確なＫ音識別が可能になる。

【００２３】請求項４の発明によると、脈波とＫ音の電
力比を求め、この電力比の値が一定の範囲内にあればＫ
音が存在すると判断する。そのため、Ｋ音に似た周波数
特性を持つ雑音を識別でき、また、ある程度雑音が重畳
していてもＫ音識別が可能になる。

【００２４】請求項５の発明によると、脈波振動の位相
というＫ音とは別の指標でＫ音の存在を認識するので、
最高または最低血圧付近のＫ音が微弱な場合でも、その
発生または消滅を正確に判断できる。

【００２５】請求項６の発明によると、ＳＮ比の悪い測
定信号に対して、雑音成分と相関の高い参照入力信号を
利用することにより、雑音を抑制することができる。も
し体動などによってセンサの装着位置がずれると、その
時点で最適のセンサを選択しなおして、同様に雑音抑制
を行って、振動を測定する。そのため、雑音が多く、セ
ンサ装着位置がずれることのある運動負荷試験でも常に
良好な状態で測定が可能である。

【００２６】請求項７の発明によると、設定圧力範囲内
では低速度で加圧または減圧しながら振動を測定し、設
定範囲外では急速加圧・減圧をおこな。また設定範囲は
その時の血圧値に追従して変化させるようにしている。
そのため本請求項の発明によると、たとえ血圧値が大き
く変動しても、それに追従して、効率のよい短時間の測
定が可能となる。また、運動負荷試験では短時間で血圧
が変動するので、正確な血圧測定を行うためには１回の
測定時間をできるだけ短くする必要がある。この意味か
らも、本発明では正確な測定が可能である。さらに、運
動負荷試験では繰り返し血圧測定をおこなうので、１回
の測定時間が短い分だけ被検者の肉体的負担が少なくて
済む。従来はほぼ固定範囲で急速な加圧・減圧をおこな
うものはあったが、最高・最低血圧値の変化に追従して
急速加圧・減圧を行うものは存在しなかった。

【００２７】以上、主にＫ音認識法による運動負荷試験
について説明したが、いずれの発明も安静時血圧計に適
用できる。また、請求項１から４の発明はＫ音認識法に
よるものであればすべて適応できる。さらに、請求項５
から７の発明はＫ音認識法だけでなく全ての血圧測定装
置に適用できる。

【００２８】

【実施例】ここでは昇圧法で、運動負荷試験への適応例
を、図面を参照しながら実施例を説明する。第１図は、
本発明の構成図であり、１は血管に圧力を加える腕帯、
２は血管に加えられる圧力つまり腕帯の圧力を検出する
圧力計、３は血管に発生する振動を検出する振動検出計
で、本発明では複数個のマイクロフォンを配列したも
の、４は腕帯に空気を送り込んで加圧するポンプ、５、
６、７は開閉して空気の流れを制御するバルブで、この
うちバルブ７は降圧法による血圧測定で低速度減圧する
ためのバルブ、８は腕帯にかかる圧力を平滑化するチャ
ンバ、９はポンプ４やバルブ５〜７などを制御し、圧力
計や振動検出計の信号を読み取り、データ処理をおこな
う、Ｉ／Ｏポートや装置のドライバを含むＣＰＵ、１０
は測定結果などを表示する表示器、１１は装置の制御を
おこなう制御パネル、１２は心電信号検出部、である。
心電信号検出部１２は心電計でもよいし、外部心電計の
信号を取り込むポートでもよい。

【００２９】測定がスタートするとバルブ５が開き、バ
ルブ６と７は閉じ、ポンプ４がオンになり空気を送る。
ポンプから送られる空気はチャンバ８で平滑化されて一
定速度で腕帯に送り込まれ、血管を加圧する。本発明で
は設定された圧力Ｐ1までは急速加圧をする。これにつ
いては請求項７の発明の説明で詳しく述べる。Ｐ1から
設定値Ｐ2までは一定の低速度で加圧しながら血圧測定
をおこなう。

【００３０】測定中は前記心電信号、振動、および圧力
をそれぞれ、心電信号検出部１２、振動検出計３、およ
び圧力計２で測定する。Ｋ音は心電信号が発生した後あ
る時間遅れて発生する。その遅れ時間ｔdは主に、血管
に加えられる圧力Ｐと、心拍数つまり心電信号の発生周
期により影響を受ける。請求項１の発明は、この圧力Ｐ
による影響を勘案してＫ音発生時刻を予測し、振動信号
を測定するものである。心拍数の影響については、請求
項２の発明の説明で後述する。

【００３１】請求項１記載の発明では、まず圧力の影響
を勘案して、Ｋ音発生時刻を予測して、振動を測定す
る。すなわち、心電信号検出部１２で心電信号が検出さ
れると、そのときの圧力Ｐを圧力計２で測定し、この圧
力Ｐに対するＫ音発生の遅れ時間ｔdを予測式から求
め、得られたｔdを心電信号発生時刻に加算してＫ音発
生予測時刻ｔ1を求め、時刻ｔ1前後の期間Ｔ１に振動検
出計１２で振動を測定する。図２はこの様子を示す。同
図（ａ）に示すように、心電信号が発生すると、これか
らある時間遅れてＫ音が発生する。この遅れ時間は圧力
の影響を受ける。心電信号が検出されると、その時の圧
力Ｐを測定し、同図（ｂ）の予測式から圧力Ｐに対する
遅れ時間ｔdを求め、このｔdを心電信号発生時刻に加算
して得られるｔ1にＫ音が発生すると予想される。この
ｔ1が求められると、その前後の期間Ｔ1に振動を測定す
る。さらに本請求項の発明では、血圧測定時に前述のよ
うなＫ音発生時刻を予測して振動を測定するのと同時
に、圧力Ｐと遅れ時間ｔdを実測して、その結果を用い
て前記予測式を学習・修正し、次回の血圧測定で使用す
る。遅れ時間ｔdの予測式は、以下のようにして作成す
る。すなわち、予測式は一般に圧力Ｐの関数として、 ｔd＝ｆ（ｐ）・・・・・・・・・（１） と記述できる。

【００３２】しかし式（１）は被検者によって、また同
一被検者でも測定時の血圧などの状態によって変化する
ので、一義的には決定できない。そこで本発明では、血
圧測定時に、心電信号が発生する度にその時の圧力Ｐと
遅れ時間ｔdを実測して、それを最小自乗法で ｔd＝Ｐ＊Ａ＋Ｂ・・・・・・・・・（２） Ｐは腕帯の圧力、Ａ、Ｂは定数。と直線回帰して、Ｋ音
発生時刻の予測式として用いる。図２（ｂ）の破線は実
測データで、実線はその回帰直線である。予測式はこの
他、実測値、実測値を（２）式以外に回帰したもの、被
検者の特性から（１）式を特定したもの、あるいはこれ
らを心拍数などで補正したものなど、いろいろな種類の
ものが考えられるが、種類は問わない。しかし最初の血
圧測定ではまだ個人に適用されていないため、予測式
（２）の定数は決定されておらず、そのままでは使用で
きない。そこで本発明では、実験結果から、統計的に妥
当と考えられるＡ＝１．０、Ｂ＝１００と設定して、最
初の測定で使用している。これでも従来の心拍参照型血
圧計以上の測定ができることを確認している。また運動
負荷試験でも、最初の測定は試験前の安静状態でおこな
うので、最初は予測式を使用しないで、従来の血圧計と
同様な方法で測定してもよい。この場合も圧力Ｐと遅れ
時間ｔdの関係は実測し、次回測定のために予測式を作
成しておく。

【００３３】以上のようにしてＫ音発生時間ｔ1が予測
されると、その前後の期間Ｔ1に振動を測定する。これ
はゲート手段によってＴ1の期間に測定するようにして
もよいが、本請求項の発明では、より雑音の影響を抑え
るために、図２（ｃ−１）に示す確率密度関数を用いて
いる。図の関数は、Ｔ10の区間は確率１に、Ｔ11の区間
の確率は正弦波状にしている。Ｋ音発生の確率が統計的
に３σの範囲に入るように区間Ｔ10に対応させている。
具体的には、Ｔ10は１００ｍＳ、Ｔ11は５０ｍＳ程度に
しているが、Ｋ音発生の予測を（２）式よりも正確に行
うと、Ｔ10、Ｔ11ともに小さくすることができるし、雑
音が少ない場合や、ハード面で雑音識別を向上させるこ
とができれば、より大きくしてもよい。これによりＴ10
の区間では信号は１００％、Ｔ11の期間では減衰されて
検出される。こうすることでほとんどの振動信号はＴ10
の期間に検出でき、少ない確率でＴ11に信号が発生して
も、振動信号は強いので検出できる。一方雑音はＴ10の
期間にはそのまま測定されるが、Ｔ11に発生すると、通
常は振動信号よりも弱いので、抑制することができる。
確率密度関数は、測定の度に学習して決定してもよい
し、多くの測定結果から統計処理によって求めてもよ
い。また、図２（ｃ−２）や（ｃ−３）に示すような関
数であってもよい。関数の式は問わない。本請求項の発
明は、振動法などのＫ音認識法以外にも適用できる。

【００３４】以上のようにして測定された信号は、請求
項２記載の発明によってさらに測定期間を限定して測定
される。本請求項の発明は、心電信号の周期とＫ音の周
期との間には強い相関があるという点に着目したもの
で、心電信号検出部１２で心電信号を検出して、今回の
心電信号発生周期ＴEを前回のＫ音発生時刻に加算して
得られる時刻ｔ2にＫ音が発生すると予測し、時刻ｔ2前
後の期間Ｔ2に振動を測定するようにした。第３図はこ
の様子を示すものであり、同図（ａ）は心電信号で、同
図（ｂ）はＫ音で、ＴE、ＴE1、ＴE2はそれぞれ今回、
前回、および前々回の心電信号発生周期である。心電信
号Ｅ3、Ｅ2、Ｅ1に同期して、それぞれＫ音Ｋ3、Ｋ2、
Ｋ1が発生し、今回の心電信号Ｅに同期して時刻ｔ2にＫ
音Ｋが発生すると予測されている。Ｋ音の発生周期は心
電信号発生周期と強い相関があるので、近似的に心電信
号の周期と同じとしている。

【００３５】期間Ｔ2はＫ音信号の発生期間より大き
く、かつできるだけ狭くとることができる。この期間Ｔ
2は個人差などによって変更できる数値であり、例えば
５０ｍｓ程度にしている。本請求項でも請求項１の発明
と同様に確率密度関数を使用してもよい。ここでも最初
はＫ音発生の予測はできないので実測し、２回目以降の
Ｋ音発生時刻を予測するようにしている。心電信号の周
期ＴEは毎回測定して最新の値を使用しているが、代わ
りに移動平均したり、圧力の変化などを用いて補正した
ものを使用してもよい。従来も心電信号の発生周期を利
用する方法も考案されていたが、運動時のように心電信
号発生周期が変化する場合については考慮されたものは
存在しなかった。本発明のように、心電信号が発生する
度にその周期を測定して、今回と前回の心電信号発生周
期を使用して、今回の心電信号に伴って発生するＫ音の
発生時刻を予測するものは存在しなかった。そのため本
発明は、運動によって心電信号の周期が急激に変化して
も、また不整脈が発生しても、Ｋ音発生時刻の予測は正
確にでき、運動負荷試験における血圧測定も可能になっ
た。以上の説明では、心電信号が発生した後のＫ音信号
の発生時刻を予測する方法について説明したが、認識で
きなかったＫ音を、その後に認識したＫ音発生時刻から
遡って確定するのにも使用できる。本請求項の発明は、
振動法などＫ音認識法以外にも適用できる。

【００３６】以上のように、請求項１と２の発明を組み
合わせることにより、測定期間を脈波発生期間程度まで
狭く限定することができ、そのため雑音の影響の少ない
測定が可能となる。しかし運動中は多くの雑音が混入す
るので、測定された信号はＫ音か、雑音か、それともＫ
音に雑音が重畳したものか、断定することはできない。
そこで、以下の手順で、Ｋ音の識別を行う。請求項３記
載の発明では、振動検出計３によって被検者の振動信号
を測定して周波数分析し、その中のＫ音成分の周波数特
性を用いてデジタルフィルタを作成し、このフィルタを
使用して振動信号を処理する。つまり被検者特有のＫ音
周波数特性を持つデジタルフィルタによって信号を分析
する。さらにＫ音の周波数特性は、血圧や腕帯の圧力な
どの変化によって変化するので、振動を測定する度に周
波数分析してＫ音の周波数特性を学習してデジタルフィ
ルタの特性を修正するようにしている。

【００３７】このデジタルフィルタ作成の様子を図４に
示す。図４の（ａ）はＫ音が発生しているときの振動を
周波数分析したものであり、低周波領域に脈波成分が、
より高周波領域にＫ音成分がそれぞれ分布している。こ
の中のＫ音成分を抽出して、電力が半値になる周波数ｆ
LとｆHをそれぞれ低域および高域遮断周波数、周波数の
差△ｆを帯域幅として、同図（ｂ）のデジタルフィルタ
を作成して使用する。実験結果から、通常は全振動信号
の電力とＫ音の電力の比は、平均して２０〜３０％程度
である。被検者によっては同図のようにＫ音を分離する
ことができないこともあるが、この場合は例えば全振動
に対して高域成分の電力が２０〜３０％になる周波数
を、前記フィルタの低域遮断周波数ｆLとしている。こ
こでＫ音成分電力は全振動の２０〜３０％としたが、こ
れはＫ音検出感度によって便宜上決定した値である。し
かしＫ音を検出できればよいので、より弱い電力でもよ
い場合は前記比の値を２０％以下にしてもよく、逆に３
０％以上にして、Ｋ音成分に脈波成分を一部含むように
してもよい。

【００３８】請求項３記載のデジタルフィルタを通過し
た信号はＫ音である可能性が高いが、Ｋ音と同じ周波数
特性を有する雑音である可能性もある。請求項４記載の
発明は、これを識別するための発明である。すなわち、
Ｋ音は必ず脈波に重畳して発生するので、振動には脈波
とＫ音の電力がある割合で含まれる、という点に着目し
たものであり、脈波または全振動とＫ音の電力比をと
り、この値が一定範囲内にあればＫ音があり、範囲から
外れておればＫ音は無いと判断するようにした。これを
示したものが第５図であり、同図（ａ）は全振動信号を
周波数分析したもので、Ａの部分は脈波成分、ＢはＫ音
成分、Ｃはより高域の雑音成分である。図の領域の境界
は、請求項３記載のデジタルフィルタの低域および高域
遮断周波数にしている。同図（ｂ）は前記デジタルフィ
ルタを通過した信号、つまりＫ音を周波数分析したもの
であり、その電力がＤである。

【００３９】本請求項の発明では、Ｋ音と脈波の電力比
Ｄ／Ａを求め、この値が一定の範囲内にあれば、Ｋ音が
存在すると判断する。請求項３の実施例で述べたよう
に、比の値は２０〜３０％程度になることが実験的に求
められているので、これを含む範囲、例えば４０％を一
定値とする。この値は、目的とする識別精度によって、
変更できる。電力比としてはこの他、Ｄ／（Ａ＋Ｂ＋
Ｃ）、Ｄ／（Ａ＋Ｂ）、Ｄ／（Ａ＋Ｃ）などをとっても
よいし、振動信号を周波数分析した同図（ａ）だけか
ら、Ｂ／Ａ、Ｂ／（Ａ＋Ｂ＋Ｃ）、Ｂ／（Ａ＋Ｂ）、Ｂ
／（Ａ＋Ｃ）などを使用してもよい。脈波とＫ音の電力
関係を示すものであれば、どのような式を用いてもよ
い。ただし、上記のどの式を使用するかによって、判定
の範囲は変わる。Ｋ音はかならず脈波（低域成分）に重
って発生するので、本請求項４の発明によると、腕帯の
さっか音や体動などの低域成分が少ない雑音を誤ってＫ
音と識別することは無くなり、Ｋ音識別能が向上する。

【００４０】以上の請求項４実施例では、請求項３記載
のデジタルフィルタを使用したが、本発明の主要な点
は、Ｋ音は脈波に重畳して発生するので、Ｋ音と脈波の
電力比をとると一定の範囲の値になるということであ
る。そのため、前記デジタルフィルタ以外に、一般のＫ
音フィルタを使用してもよいし、またフィルタを使用し
ないで、図５（ａ）のように振動を周波数分析して、脈
波とＫ音の電力成分を比較してもよい。

【００４１】以上のように、請求項１と２でＫ音発生時
刻を正確に予測してできるだけ狭い期間に振動信号測定
し、請求項３で被検者のＫ音特性を有するデジタルフィ
ルタでＫ音を検出して、さらに請求項４で振動とＫ音の
電力比からＫ音を識別する。これらの発明を組み合わせ
ることにより、雑音が多く、心電信号が急激に変化する
運動負荷試験でも正確な血圧測定が可能になる。

【００４２】しかし最高・最低血圧付近ではＫ音の信号
は微弱であるので、これが測定誤差の原因になってい
る。そこで請求項５の発明では、振動の位相はＫ音の消
失点を境界に反転するという点に着目して、血圧測定中
に振動検出計３で振動を測定し、その位相を検出して、
位相が逆転した点よりも前にＫ音が消失したとＣＰＵ９
で判断し、血圧決定の補助として用いている。図６はこ
れを表しており、測定中Ｋ音が発生する前とＫ音が消滅
した後とでは振動信号の位相が逆転しており、それ以前
にＫ音が消滅したことを示している。従来はこのような
判断を行う血圧計は存在しなかったので、正確にＫ音消
滅を認識することは困難な場合が多かったが、本請求項
の発明を用いると、Ｋ音と異なる位相という全く別の角
度から、Ｋ音消滅点を検出することができ、血圧測定誤
差が少なくなる。本請求項の発明は、Ｋ音認識法だけで
なく、脈波を検出するものであれば全ての血圧測定法に
適用できる。

【００４３】請求項６記載の発明は、信号に含まれる雑
音を抑制して振動のみを検出する手段に関するものであ
る。従来の血圧測定装置では、センサには１個のマイク
ロフォンを使用しているものが多い。そのため、雑音が
多い場合や、体動によってセンサ装着位置がずれるよう
な場合は、測定できなくなることがある。そこで本請求
項の発明では、図７（ａ）のように複数個のマイクロフ
ォンを配列し、血管を横切るように装着して、センサが
多少ずれてもいずれかのマイクロフォンで振動を検出で
きるようにした。

【００４４】さらに以下のように適応化処理をおこなう
ことにより、雑音を抑制するようにした。すなわち、ま
ず各々のセンサで振動発生期間期間ＴAとそれ以外の期
間ＴBに信号を測定し、期間ＴAとＴBに測定された信号
の比が最大と最小のセンサＭ1とＭ2を選択する。この図
の例では、Ｍ1はＳ3、Ｍ2はＳ1が選択される。センサＭ
1は最も良く血管振動を検出し、Ｍ2は殆ど雑音のみを検
出する。図７（ｂ）は各々のセンサで測定された信号の
様子を示す。このようにして選択したセンサＭ1の出力
をＳM1、Ｍ2の出力をＳM2として、図７（ｃ）のよう
に、信号ＳM2をフィルタＨ（ｊω）で処理し、センサＭ
1の出力とフィルタＨ（ｊω）の出力の差をとり、さら
に系の出力Ｓ0をフィルタＨ（ｊω）にフィードバック
し、出力Ｓ0が最小になるようにフィルタＨ（ｊω）の
係数を変更するようにした。この係数決定には、データ
の性質を適応的に学習していく、標準的なＬＭＳアルゴ
リズムなどが使用できるが、係数決定手段の種類は問わ
ない。センサＭ1とＭ2に含まれる雑音には高い相関があ
るので、図７（ｃ）の系を用いることにより、フィルタ
Ｈ（ｊω）の係数を適切に決定すると、雑音を抑制して
振動信号のみを検出することができる。以上の実施例で
は、図７（ｃ）の系を用いて適応化処理をおこなって、
雑音を抑制したが、より簡便な方法として、上記Ｍ1の
出力ＳM1からＳM2の信号を差し引く方法でもよい。これ
は図７（ｃ）の関数Ｈ（ｊω）を１とした近似的な方法
である。この他に、期間ＴAとＴBの信号比が最大のセン
サＭ1を選択して、信号を測定してもよい。これは関数
Ｈ（ｊω）を０とおいた場合に相当する。このＴAは請
求項１のＴ1または請求項２のＴ2を、ＴBはそれ以外の
期間をそれぞれ使用すればよい。このアルゴリズムは測
定中常にチェックされ、装着がずれると、適切なセンサ
を選択しなおして、測定を行う。本請求項の発明は、Ｋ
音認識法以外にも適用できる。

【００４５】請求項７記載の発明は、測定時間の短縮に
関するものである。測定を開始すると、設定された圧力
Ｐ1まで急速度加圧をおこなう。Ｐ1は前回測定された最
低血圧値よりも一定値ｐ1低い値に設定されている。こ
の一定値ｐ1は２０ｍｍＨｇ程度にしているが、変更で
きる値である。最初は被検者の最低血圧は不明であるか
ら、Ｐ1は一般の最低血圧値よりも低いと考えられる５
０ｍｍＨｇ程度に設定している。これも目的や場合によ
って変更できる。もし被検者の最低血圧が５０ｍｍＨｇ
程度以下なら、Ｐ1をさらに一定値ｐ1低く自動的に設定
しなおして、再度測定を行うようにしている。上記の実
施例では、Ｐ1は前回測定された最低血圧よりも一定値
ｐ1低い値に設定するとしたが、予想される最低血圧よ
りも低い値であればよい。そのため前回の最低血圧値の
代わりに、測定された最低血圧の（移動）平均値や、心
電信号周期の変化から予測した値でもよい。Ｐ1は測定
の度に、新しく測定された血圧値を用いて、更新され
る。圧力Ｐ1からＰ2までの範囲では、ポンプ４で一定量
の低速度加圧を行って血圧測定を行う。

【００４６】設定値Ｐ2まで加圧されると、その後は急
速減圧を行う。Ｐ2は前回測定された最高血圧値よりも
一定値ｐ2高く設定されている。一定値ｐ2は２０ｍｍＨ
ｇ程度にしているが、変更できる値である。最初は被検
者の最高血圧は不明であるので、Ｐ2は一般の最高血圧
値よりも高いと考えられる値１７０ｍｍＨｇにしてい
る。これも変更できる値である。もし最高血圧が初期の
設定値１７０ｍｍＨｇよりも高い場合は、さらに一定値
ｐ2高い値に自動的に設定しなおして再度測定を行う。
Ｐ2は測定の度に更新する。上記の実施例では、Ｐ2は前
回測定された最高血圧よりも一定値ｐ2高い値に設定す
るとしたが、予想される最高血圧値よりも高い値であれ
ばよい。そのため前回の最高血圧値の代わりに、測定さ
れた最高血圧の（移動）平均値や、心電信号周期の変化
から予測した値でもよい。以上の加圧と減圧の様子を図
８に示す。同図（ａ）は昇圧法の、（ｂ）は降圧法の加
圧曲線である。本請求項７の発明は、Ｋ音認識法だけで
なく全ての血圧測定装置に応用できる。

【００４７】以上は昇圧法で説明したが、最高血圧以上
まで加圧した後、除々に減圧しながらＫ音を検出する降
圧法でも同様に使用できる。降圧法では、測定がスター
トするとバルブ５を開き、バルブ６と７を閉じて、ポン
プ４を動作させて、設定値Ｐ2まで急速加圧する。圧力
が設定値Ｐ2に達すると、バルブ５と６を閉じ、バルブ
７を開いて一定値で排気して減圧し、その間にＫ音を検
出して、最高及び最低血圧を決定する。設定圧力Ｐ1に
達すると、バルブ５をを開いて急速減圧を行う。

【００４８】

【発明の効果】請求項１の発明によると、カフ圧の影響
を勘案してＫ音発生時刻を予測するので、従来よりも正
確なＫ音発生の予測が可能である。そのため従来に比べ
て測定期間Ｔ1を狭くとることができ、雑音の影響を少
なくできる。また心電信号が発生してからＫ音が発生す
るまでの遅れ時間ｔdの予測式を測定毎に学習・修正す
るので、心拍数つまり心電信号発生周期が急激に変化す
る場合でも使用できる。そのため、雑音の多い運動負荷
試験においても、正確な血圧測定が可能である。

【００４９】請求項２の発明は、心電信号発生周期の影
響を考慮してＫ音発生時刻を予測して振動を測定するも
のである。心電信号周期とＫ音発生周期には強い相関が
あるという点に着目したもので、正確にＫ音発生時刻を
予測でき、その結果測定期間Ｔ2をＫ音発生期間程度ま
で狭くすることができる。そのため、雑音の影響を受け
にくい測定が可能である。また、心電信号が発生する度
にその周期を毎回更新して使用するので、運動中などに
心電信号周期が急激に変化しても、また不整脈が発生し
た場合でも、それに追従して正確にＫ音発生時刻を予測
できる。そのため、運動負荷試験など心電信号の発生周
期が急激に変化する場合でも使用できる。さらにこの方
法では、途中で認識できなかったＫ音があっても、その
後認識したＫ音から遡って認識する、ということもでき
る。その結果、雑音の多い運動負荷試験においても、正
確な血圧測定が可能である。

【００５０】請求項３の発明によると、被検者のＫ音周
波数特性を有するデジタルフィルタを作成して、そのフ
ィルタを通して信号を解析するので、理論的にはＫ音の
みを通過させることができる。また、腕帯圧や血圧など
によって変化するＫ音周波数特性に応じてデジタルフィ
ルタの周波数特性を更新して使用する。そのため従来の
一般的なフィルタを使用するものに比べて正確なＫ音と
雑音の識別が可能になり、血圧測定の精度が向上する。

【００５１】請求項４の発明によると、Ｋ音は必ず脈波
に重畳して発生するという性質を用い、脈波成分とＫ音
成分の電力の比を求め、それが一定の範囲にあればその
信号はＫ音であると判断するようにした。Ｋ音に似た周
波数成分を持つ雑音が測定されると従来はＫ音と判断さ
れていたが、本請求項の発明によると、このような雑音
は脈波成分を有していないので、雑音と認識される。つ
まりＫ音に似た周波数成分を持つ雑音を誤ってＫ音と識
別することがなくなる。また、Ｋ音付近およびＫ音に重
畳して雑音が存在する場合でも、Ｋ音の識別が可能とな
り、精度良く血圧測定が可能になる。そのため雑音の影
響が大きい運動負荷試験でも正確な血圧測定が可能であ
る。

【００５２】第５の発明によると、従来の方法では微弱
なＫ音が発生または消滅したか否かの識別が困難な場合
でも、脈波の位相という従来存在しなかった識別指標を
取入れたことによりＫ音発生の範囲を識別できるので、
より正確な血圧測定が可能である。

【００５３】第６の発明によると、雑音の多い信号の中
からＫ音を抽出できる。また、体動などによってセンサ
がずれても、常に最適な位置のセンサを選択できる。そ
のため、測定条件の悪い運動負荷試験でも正確な血圧測
定が可能になる。

【００５４】第７の発明によると、予想される最低血圧
よりも一定値低い圧力Ｐ1と、予想される最高血圧より
も一定値高い圧力Ｐ2を設定し、圧力Ｐ1とＰ2の範囲内
では低速度で加圧または減圧して測定し、圧力Ｐ1とＰ2
の範囲外では急速に加圧または減圧する。しかも測定す
る度に、測定しようとする血圧と最も高い相関を有する
直近の測定結果を用いて、Ｐ1とＰ2を逐次更新するよう
にした。そのため、短時間で、また血圧が急激に変化す
る運動負荷試験でも効率的な血圧測定が可能になる。従
来の血圧計にも急速加圧・減圧を行うものはあるが、安
静時の最高および最低血圧の範囲をカバーする固定範囲
のものであるから、血圧が変動する場合に使用すること
はできなかった。運動負荷試験では短時間で血圧も変動
するので、正確な血圧測定を行うためにはできるだけ短
時間で測定する方がよい。この意味でも本請求項の発明
は従来よりも正確な血圧測定ができる。また運動負荷試
験では、過酷な運動負荷を与えながら繰り返し血圧測定
を行うので、被検者の肉体的負担は大である。本請求項
の発明によると、測定時間は従来よりも短くてすむの
で、その分被検者の肉体的負担も少なくなる。

【００５５】

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施例の構成図である。

【図２】請求項１の説明図で、（ａ）は心電信号発生時
の圧力ＰからＫ音発生時刻を予測し、その前後の期間Ｔ
1に振動を測定するというタイミングを、（ｂ）の破線
は圧力Ｐと遅れ時間ｔdの実測値を、実線は実測値を最
小自乗法で直線回帰した予測式を、（ｃ）は期間Ｔ1の
測定で使用する確率密度関数を、それぞれ示す。

【図３】心電信号発生時刻からコロトコフ音発生時刻を
予測し、期間Ｔ2に振動を測定するという請求項２記載
の発明のＫ音測定タイミング図を示す。

【図４】請求項３記載のコロトコフ音検出用デジタルフ
ィルタ作成の手順を示す。（ａ）は測定信号を周波数分
析した結果であり、脈波とＫ音は破線のように分布す
る。（ｂ）は（ａ）のＫ音成分をもとに作成されたデジ
タルフィルタを、それぞれ示す。

【図５】請求項４記載の発明で使用される信号であり、
（ａ）はＫ音を含む振動信号を周波数分析した結果で、
Ａ、Ｂ、Ｃはそれぞれ脈波成分、Ｋ音成分、高域雑音で
ある。（ｂ）はＫ音を周波数分析した結果の図である。

【図６】請求項５記載の脈波の実時間軸波形で、脈波の
位相が反転した点でコロトコフ音が消滅したと判断す
る。

【図７】請求項６記載の、（ａ）は振動検出用センサで
あり、（ｂ）は各センサが検出した期間ＴAおよびＴBの
信号強度の図であり、（ｃ）は適応化処理による雑音抑
制の構成図である。

【図８】請求項７記載の、血圧測定時の加圧、減圧の過
程を示す図。（ａ）は昇圧法、（ｂ）は降圧法のばあい
の図である。Ｐ1およびＰ2は加圧・減圧速度制御の目標
設定値である。

【符号の説明】

図１の、１は血管に圧力を加える腕帯、２は血管に加え
られる圧力を検出する圧力計、３は血管振動を検出する
振動検出計、４は加圧ポンプ、５と６と７は空気の流れ
を制御するバルブ、８は腕帯にかかる圧力を平滑化する
チャンバ、９はポンプやバルブなどを制御し、圧力計や
振動検出計の信号を読み取り、データ処理をおこなうＣ
ＰＵ、１０は測定結果などを表示する表示器、１１は装
置の制御をおこなう制御パネル、１２は心電信号検出
部、である。図２（ａ）のＥとＫは心電信号とＫ音、ｔ
dは心電信号発生からＫ音発生までの遅れ時間、ｔ1とＴ
1は請求項１の発明で予測されるＫ音発生時刻と測定期
間、図３のＥとＥ1とＥ2とＥ3は心電信号、Ｋは発生が
予想されるＫ音、Ｋ1とＫ2とＫ3はＫ音、ＴEとＴE1とＴ
E2は心電信号発生周期、ｔ2とＴ2は請求項２のＫ音発生
予測時刻と信号測定期間である。図４のｆL、ｆH、△ｆ
はそれぞれフィルタの低域遮断周波数、高域遮断周波
数、周波数帯域。図５のＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄはそれぞれ脈
波、Ｋ音、高域雑音、Ｋ音の電力値。図７のＳ1、Ｓ2、
Ｓ3、Ｓ4、Ｓ5は振動検出用センサで、ＴAとＴBは信号
測定期間。Ｍ1とＭ2は主入力センサと参照入力センサ、
ＳM1とＳM2はセンサＭ1とＭ2の出力、Ｈ（ｊω）は適応
化フィルタ、Ｓ0は系の出力である。

Claims (7)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】血管に圧力を与える加圧手段と、前記血管
   に加えられる圧力を検出する圧力検出手段と、前記血管
   に発生する振動を検出する振動検出手段と、心電信号を
   検出する心電検出手段と、検出された信号を処理する信
   号処理手段と、から構成され、前記振動からコロトコフ
   音を認識して血圧を測定する血圧測定装置において、前
   記心電信号が発生してからコロトコフ音が発生するまで
   の遅れ時間ｔdを、前記圧力の関数として予測式を作成
   しておき、測定中に心電信号が発生する度に、前記予測
   式を用いて前記遅れ時間ｔdを求め、このｔdを心電信号
   発生時刻に加算してコロトコフ音発生時刻ｔ1を予測
   し、この時刻ｔ1の前後の期間Ｔ1に、前記振動を測定す
   るもので、測定を繰り返す度に、圧力Ｐと遅れ時間ｔd
   を測定して前記予測式を学習・修正するアルゴリズムを
   有する、血圧測定装置。
2. 【請求項２】血管に圧力を与える加圧手段と、前記血管
   に加えられる圧力を検出する圧力検出手段と、前記血管
   に発生する振動を検出する振動検出手段と、心電信号を
   検出する心電検出手段と、検出された信号を処理する信
   号処理手段と、から構成され、前記振動からコロトコフ
   音を認識して血圧を測定する血圧測定装置において、前
   記心電信号の発生周期ＴEを毎回測定して、このＴEを測
   定されたコロトコフ音発生時刻に加算して、次のコロト
   コフ音発生時刻ｔ2を予測し、この時刻ｔ2の前後の期間
   Ｔ2に前記振動を検出するアルゴリズムを有する、血圧
   測定装置。
3. 【請求項３】血管に圧力を与える加圧手段と、前記血管
   に加えられる圧力を検出する圧力検出手段と、前記血管
   に発生する振動を検出する振動検出手段と、検出された
   信号を処理する信号処理手段と、から構成され、前記振
   動からコロトコフ音を認識して血圧を測定する血圧測定
   装置において、前記検出されたコロトコフ音を測定する
   度に周波数分析して、この周波数特性を用いてデジタル
   フィルタを作成し、このデジタルフィルタを用いて前記
   振動信号を処理する、血圧測定装置。
4. 【請求項４】血管に圧力を与える加圧手段と、前記血管
   に加えられる圧力を検出する圧力検出手段と、前記血管
   に発生する振動を検出する振動検出手段と、検出された
   信号を処理する信号処理手段と、から構成され、前記振
   動からコロトコフ音を認識して血圧を測定する血圧測定
   装置において、前記振動を周波数分析し、全振動の電力
   とコロトコフ音の電力の比を求め、その比の値が一定の
   範囲内であればコロトコフ音で、範囲外であれば雑音で
   ある、と判断するアルゴリズムを有する、血圧測定装
   置。
5. 【請求項５】血管に圧力を与える加圧手段と、前記血管
   に加えられる圧力を検出する圧力検出手段と、前記血管
   に発生する振動を検出する振動検出手段と、検出された
   信号を処理する信号処理手段と、から構成され、前記振
   動の位相を検出し、この位相が反転したときコロトコフ
   音は消滅したという判定アルゴリズムを有する、血圧測
   定装置。
6. 【請求項６】血管に圧力を与える加圧手段と、前記血管
   に加えられる圧力を検出する圧力検出手段と、前記血管
   に発生する振動を検出する振動検出手段と、検出された
   信号を処理する信号処理手段と、から構成され、前記振
   動を検出するセンサを複数個有し、各々のセンサで前記
   振動の発生期間ＴAとそれ以外の期間ＴBに信号を測定
   し、このＴAとＴBの期間に測定された信号の比をとり、
   この比が最大のセンサＭ1と最小のセンサＭ2を選択して
   それぞれ主入力センサと参照入力センサとし、センサＭ
   2の出力信号をフィルタＨ（ｊω）で処理し、センサＭ1
   の出力とフィルタＨ（ｊω）の出力の差をとって出力Ｓ
   0とし、出力Ｓ0をフィルタＨ（ｊω）にフィードバック
   し、出力Ｓ0が最小になるようにフィルタＨ（ｊω）の
   係数を修正する適応化処理によって雑音を抑制するアル
   ゴリズムを有し、測定中常にこのアルゴリズムを繰り返
   すようにした、血圧測定装置。
7. 【請求項７】血管に圧力を与える加圧手段と、前記血管
   に加えられる圧力を検出する圧力検出手段と、前記血管
   に発生する振動を検出する振動検出手段と、検出された
   信号を処理する信号処理手段と、から構成され、予測さ
   れる最低血圧値よりも一定値低い圧力Ｐ1と、予測され
   る最高血圧よりも一定値高い圧力Ｐ2とを設定してお
   き、Ｐ1とＰ2の範囲内では低速度で加圧または減圧して
   血圧を測定し、それ以外の範囲では急速に加圧または減
   圧をおこない、設定値Ｐ1とＰ2は測定の度に更新するア
   ルゴリズムを有する、血圧測定装置。