JPH10272109A

JPH10272109A - コロトコフ音検出装置及びコロトコフ音検出方法並びに血圧測定装置

Info

Publication number: JPH10272109A
Application number: JP9057550A
Authority: JP
Inventors: Tamon Mizoguchi; 多聞溝口
Original assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Current assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Priority date: 1997-03-12
Filing date: 1997-03-12
Publication date: 1998-10-13

Abstract

(57)【要約】（修正有）【課題】運動療法に用いることのできるコロトコフ音
検出装置。【解決手段】Ｋ音マイク６の出力信号の絶対値の大き
さを判定してパルスを発生する手段（７、８、９）と、
生成したパルス化した時系列データを１心拍動周期にわ
たり遅延出力するＦＩＦＯメモリ１３と、メモリ１３の
入出力信号を入力する論理積回路１４と、画像メモリ１
５に空気圧センサ１１が検出したカフ内圧検出信号と、
心電Ｒ波を心電電極１で感知してＲ波ピーク検出回路４
で発生したパルスにより制御されるタイマ回路５とで指
定する座標に論理積回路１４出力を座標マーカとして記
録し、記録マーカをＸ−Ｙ走査読出可能な制御回路１６
とを備え、制御回路１６は、画像メモリ１５に描かれた
Ｋ音マーカが連鎖しているか否かを判定して、連鎖して
いるＫ音マーカのカフ内圧座標の両端値をそれぞれ読出
し、最高及び最低血圧値を識別可能とする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明はコロトコフ音検出装
置及びコロトコフ音検出方法並びに血圧測定装置、例え
ば、心臓リハビリ及びヘルスケア分野における携帯装着
して心筋力の回復トレーニング等の運動療法に用いるこ
とのできるコロトコフ音検出装置及びコロトコフ音検出
方法並びに血圧測定装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】非観血血圧測定の主な方法として、例え
ばオシロメトリック法（振動法）あるいはコロトコフ音
（以下、「Ｋ音」という。）法がある。

【０００３】例えば、Ｋ音法は、上腕にカフを巻き、上
腕動脈上に聴診器をあててカフを拡張し、空気圧により
血流を遮断した後、空気圧を徐々に減圧して聴診器によ
り聞こえるＫ音の聞こえ始めた時点のカフ内圧を最高血
圧とし、Ｋ音が消滅した時点のカフ内圧を最低血圧とし
て血圧を測定する方法である。

【０００４】そして、日常生活中の各時点での血圧を測
定記録するにあたっては、電池駆動の空気ポンプ及び排
気弁とカフに装着したマイクによってコロトコフ音を検
出し、ＩＣメモリ或いは磁気テープに順序良く記録する
携帯用記録装置（ホルター式）が容易に実現できること
は一般的に知られている。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかし、近年は運動療
法である心臓リハビリ及びヘルスケアの効能が注目され
るにつれ、運動療法を行なう医療機関が増えてきてお
り、また、治療を受けている患者の数も増加している。
効果的な運動処方には、血圧等の生体情報を監視し、基
準を越えると警報を発するモニタが必要である。この運
動療法中の血圧測定を行なうためには、従来の血圧計で
は運動に伴って発生する雑音混入により測定は困難であ
り、診断不能となる。

【０００６】トレッドミル又は自動車エルゴメーター等
の固定の運動負荷検査に用いる血圧測定装置では、これ
を解決する方法として、カフ圧変動を充分吸収する為に
大容量の空気室を設け、カフ内圧の変動に伴うＫ音の発
生が心拍動に対して不連続になることを防止することが
考えられる。しかし、カフ圧変動を充分吸収する為には
大容量の空気室を要し、この結果大型空気ポンプが必要
となり、容積、重量とも携帯性を損なう。更に、仮にこ
のような対策を設けたとしても雑音成分の除去は十分で
はなく、正確な血圧測定結果が得られなかった。このた
め、測定時には安静状態が条件となっているのが現状で
あった。

【０００７】更に、血圧測定中のマイクに混入する雑音
障害としては、ほとんどが打撃性振動や摺動接触による
要素が主であり、他には腕を振る（曲げる）ことによっ
ても生じるが、上述した大型の空気室を備えたとしても
このような雑音障害に対処することはほとんどできなか
った。

【０００８】このように、携帯して日常生活中の血圧を
記録するホルター血圧計は、体動に伴ってマイクに強力
な雑音が混入してコロトコフ音を容易に識別できない為
に、血圧測定動作中は運動を停止して安静状態を保つよ
うに指導していた。

【０００９】このように、上記従来技術は安静状態を条
件としているため、運動療法中の血圧測定の精度が低い
のが現状であった。

【００１０】また、運動療法中に血圧測定をするために
は、形が小さく、軽量、低消費電力、連続使用時間が長
い等、体力的に恵まれない療養患者に対する配慮が必要
とされる、大型の空気室を備える血圧計では患者に対す
る負担があまりにも重く、作用することができない。ま
た、仮に大型の空気室を備えたとしても、上述したよう
な雑音を低減することができなければ正確に血圧を測定
することができない。

【００１１】従って、自由な生活態度を妨げることな
く、安全かつ効果的に運動療法が行えるよう測定中も運
動制限の無い軽量かつ小型の正確に血圧を測定できる装
置が望まれていた。

【００１２】

【課題を解決するための手段】本発明は上述の課題を解
決するために成されたもので、上述の課題を解決し、生
体検出信号中の心拍動に同期しないノイズ成分を有効に
除去して簡単な構成で確実なコロトコフ音の検出及び血
圧測定が可能なコロトコフ音検出装置及びコロトコフ音
検出方法並びに血圧測定装置を提供することを目的とす
る。また、運動療法を行うために血圧をモニタ及び記録
する携帯装置に搭載する耐雑音性の優れた信頼性の高い
コロトコフ音検出装置及びコロトコフ音検出方法並びに
血圧測定装置を提供することを目的とする。そして、か
かる目的を達成する一手段として例えば以下の構成を備
える。

【００１３】即ち、脈音を収集する脈音収集手段と、心
電図信号を収集する心電図信号収集手段と、前記心電図
信号収集手段の収集心電図信号に基づいて心拍動に対応
したコロトコフ音出現タイミングを予測する予測手段
と、前記予測手段で予測した一定範囲のコロトコフ音出
現タイミングの間前記脈音収集手段で収集した脈音を有
効脈音として前記有効脈音よりコロトコフ音を検出する
Ｋ音検出手段とを備えることを特徴とする。

【００１４】または、脈音を収集する脈音収集手段と、
心電図信号を収集する心電図信号収集手段と、前記心電
図信号収集手段の収集心電図信号に基づいて心拍動に対
応したコロトコフ音出現タイミングを予測する予測手段
と、前記予測手段で予測した一定範囲のコロトコフ音出
現タイミングの間前記脈音収集手段で収集した脈音を有
効脈音として前記有効脈音よりコロトコフ音を検出する
Ｋ音検出手段と、前記Ｋ音検出手段による検出の結果コ
ロトコフ音が検出されない前記予測手段で予測した一定
範囲の前後の予測範囲でコロトコフ音が検出されている
場合には予測領域内にコロトコフ音検出を補間する補間
手段とを備えることを特徴とする。

【００１５】そして例えば、前記予測手段は、前記心電
図信号収集手段で収集した心電図信号より心拍動を検出
し、前記脈音収集手段の収集した脈音の強度ピーク信号
を検出した１心拍動間隔時間遅延させ遅延させた前記強
度ピーク信号を基準にコロトコフ音出現タイミングを予
測することを特徴とする。

【００１６】また例えば、前記予測手段は、前記心電図
信号収集手段で収集した心電図信号より心拍動時間を検
出し、前記脈音収集手段の収集した脈音の強度ピーク信
号を検出した１心拍動間隔時間遅延させ遅延させた前記
強度ピーク信号と前記脈音収集手段の収集した次の脈音
の強度ピーク信号を乗算して検出脈音を強調してコロト
コフ音出現タイミングを予測することを特徴とする。

【００１７】更に例えば、前記予測手段は、前記心電図
信号収集手段で収集した心電図信号より心拍動を検出
し、前記脈音収集手段の収集した脈音の強度ピーク信号
を検出した１心拍動時間遅延させ遅延させた前記強度ピ
ーク信号と前記脈音収集手段の収集した次の脈音の強度
ピーク信号を乗算して検出ピーク信号を強調し、前記強
調強度ピーク信号を更に１心拍動時間遅延させて遅延さ
せた前記強調強度ピーク信号と次の強調強度ピーク信号
とを乗算して検出脈音を強調してコロトコフ音出現タイ
ミングを予測することを特徴とする。

【００１８】また、生体に装着されたカフを加圧する加
圧手段と、前記加圧手段で加圧されたカフ内圧を所定割
合で変化させるカフ内圧制御手段と、前記カフ内圧制御
手段で制御されるカフ内圧を検出するカフ圧検出手段
と、脈音を収集する脈音収集手段と、心電図信号を収集
する心電図信号収集手段と、前記心電図信号収集手段の
収集心電図信号に基づいて心拍動に対応したコロトコフ
音出現タイミングを予測する予測手段と、前記予測手段
で予測した一定範囲のコロトコフ音出現タイミングの間
前記脈音収集手段で収集した脈音を有効脈音として前記
有効脈音よりコロトコフ音を検出するＫ音検出手段とを
備え、前記Ｋ音検出手段は、前記脈音検出手段の脈音検
出時の前記カフ圧検出手段の検出カフ圧の変化を監視
し、変化割合が所定範囲内の脈音を有効脈音とすること
を特徴とする。

【００１９】そして例えば、更に、前記Ｋ音検出手段に
よる検出の結果コロトコフ音が検出されない前記予測手
段で予測した一定範囲の前後の予測範囲でコロトコフ音
が検出されている場合には予測領域内にコロトコフ音検
出を補間する補間手段とを備えることを特徴とする。

【００２０】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明に係
る発明の実施の形態の一例を詳細に説明する。本発明の
実施の形態例における血圧測定時の検出したコロトコフ
音（以下、「Ｋ音」と称す。）信号の雑音除去の基本原
理は、Ｋ音の発生するタイミングが心拍動と同期してお
り、カフ内圧の推移に対するＲ−Ｋタイム（心電Ｒ波を
基準にＫ音の検出時間）を心拍動毎に連続的に描画した
２次元マップを構成すると、Ｋ音の発生を示すマークが
連鎖し、かつ、心拍数の変動と共に緩やかに変動するこ
とに注目したもので、非連鎖性の雑音を除去、抑圧し、
Ｋ音を選択的に強調する処理法を採用した点である。

【００２１】（第１の発明の実施の形態）図１は本発明
に係る発明の実施の形態の一例の血圧測定装置の基本構
成を示すブロック図である。

【００２２】図１において、１０１は測定対象者の体表
面の所定部位に装着され、心臓の拍動に同期した心電図
信号を誘導する心電誘導手段である。１０４は心電誘導
手段よりの誘導心電図情報中のＲ波の頂点を検出処理
し、Ｒ波同期パルスを生成するＲ波同期パルス生成手段
である。

【００２３】また、１０６はＫ音を採取するＫ音採取手
段であり、例えば聴診器と同じカフ下動脈管埋没皮膚の
上にマイクロフォンを固定装着してコロトコフ音（Ｋ
音）を採取する。１０７はＫ音採取手段１０６よりの採
取Ｋ音を滑らかなエンベロープの片方向出力に変換する
絶対値変換手段であり、例えば、マイクロフォン出力信
号よりＫ音信号周波数帯域を選択増幅し、その絶対値の
エンベロープを出力する電子回路で構成することができ
る。

【００２４】１１１はカフ圧力を検出するカフ内圧検出
手段であり、例えば、ゴムチューブによるカフ内空気圧
を圧力検出素子（歪み抵抗素子等）と接続して、カフ拡
張圧に比例した電気信号に変換する構成を備える。１１
３は絶対値変換手段１０７よりのＫ音信号を、Ｒ波同期
パルス生成手段１０４よりのＲ波同期パルスのインター
バルである１心拍動間隔時間遅延させて出力する１心拍
動遅延手段であり、例えばエンベロープ化処理したＫ音
信号をＲ波同期パルスによりアドレスをリセットできる
ＦＩＦＯメモリ等により、連続的に１心拍動間隔時間遅
延出力する電子回路で達成できる。

【００２５】あるいは、Ｒ波同期パルスによりアドレス
をリセットするのではなく、アドレスのフルカウントを
短時間で行い、各アドレスに短時間で無効データを書込
むことによりＦＩＦＯメモリ等のデータを消去してＦＩ
ＦＯメモリ等の内容をリセットした後に正規の書き込み
タイミングで新たに新規データを書込むように制御して
もよい。このように構成することにより、過去のデータ
が残っていることより雑音をＫ音と誤認する可能性を除
去することができる。これは、後述するマップ生成につ
いても同様に新規データの作成前に全アドレスのデータ
を消去することにより、過去のデータにより測定結果に
誤認を生じる可能性を完全に除去することができる。

【００２６】更に、１１４は絶対値変換手段１０７より
の現在の採取Ｋ音と、１心拍動遅延手段１１３よりの１
心拍動間隔時間遅延した採取Ｋ音とを乗算する乗算手段
であり、Ｒ波に同期しない雑音を抑圧し、Ｒ波と同期す
るＫ音信号を強調する。１１５は乗算手段１１４よりの
乗算結果よりＫ音同期パルスを出力するＫ音同期パルス
生成手段である。

【００２７】上述した乗算回路１１４による１心拍動間
隔時間遅延乗算処理の詳細を図２のタイミングチャート
を参照して以下に説明する。

【００２８】図２のタイミングチャートにおいて、２段
目に示す絶対値変換手段１０７よりの採取Ｋ音信号と、
例えば、１段目に示すＲ波同期パルスの発生間隔で略定
まる１心拍動間隔時間分遅延させた３段目に示す１心拍
動遅延手段１１３よりの採取Ｋ音信号とは、互いに周期
性があり、この両採取Ｋ音信号を乗算手段１１４で乗算
すると、４段目に示す乗算Ｋ音信号となる。この乗算Ｋ
音信号は正しい採取Ｋ音信号の発生タイミングが略心拍
動間隔と同期しており、２つ分の採取Ｋ音信号が乗算さ
れた高いレベルの信号となり、心拍動に同期しない雑音
Ｎは１つ前の信号が乗算されることがなく、略その信号
１つ分の低いレベルの信号出力となる。

【００２９】即ち、採取Ｋ音信号に背景雑音や、エンベ
ローブに変換処理した出力に正のオフセット電圧が少し
でも重畳している場合は、４段目に示す様に心拍動に同
期しない雑音Ｎは抑圧されて低くなり、同期した採取Ｋ
音信号Ｋは強調され、略タイミングの不整分に相当した
幅の拡張した乗算出力が得られる。

【００３０】Ｋ音同期パルス生成手段１１５は、この乗
算手段１１４の乗算結果より容易にＫ音同期パルスを生
成することができることになり、簡単な構成で確実に雑
音成分を除去することができる。例えば、乗算手段１１
４よりの乗算結果である入力信号のピーク点を検出し、
このピーク点が予め定められた所定の閾値以上であった
場合にＫ音同期パルスとして所定幅のパルス信号を出力
する。あるいは、入力信号が予め定められた閾値以上の
信号であった場合に、Ｋ音同期パルスとして所定幅のパ
ルス信号を出力する。

【００３１】この閾値は、上述したように乗算手段１１
４の出力が、正しいＫ音採取タイミングではＫ音採取手
段１０６の２つの採取信号を乗算した信号となり、不正
なタイミングでは少なくとの１つの採取信号と同程度以
下となることが予想されることより、１つの採取信号と
同程度以上のレベルで２つの採取信号を乗算したレベル
以下の任意の値に設定できる。この閾値は、固定的なも
のであっても、あるいは、絶対値変換手段１０７の出力
レベルにより可変となるように制御してもよい。更に、
この回路はデジタル的な回路構成としても、アナログ的
な回路構成としても良い。

【００３２】この回路は、上述したＫ音同期パルス生成
手段１１５の他に、Ｒ波同期パルス生成手段１０４にお
ける心電図信号のＲ波頂点の検出にも適用できる。

【００３３】また、１１６はカフ内圧検出手段１１１で
の検出カフ内圧変動状態及びＫ音同期パルス生成手段１
１５よりの生成Ｋ音パルスを基にカフ内圧変化とＫ音同
期パルス生成状況の２次元マップを生成するＣＰ／Ｒ−
Ｋマップ生成手段であり、例えば、カフ内圧の変化に対
して、Ｋ音の発生するタイミング（心電Ｒ波からの遅延
時間）を２次元化し、Ｋ音マーカシグナルが連鎖する様
に変換処理（補間処理）する電子回路で構成する。

【００３４】このＣＰ／Ｒ−Ｋマップ生成手段１１６
は、Ｋ音同期パルス、ゲート信号のそれぞれを時系列に
カフ内圧及び乗算Ｋ音信号出力（またはＫ音同期パルス
と連動したランプ波形）とＲ波同期パルスで制御された
アドレスカウンタとで指定するＸ−Ｙ座標上（２次元メ
モリ）に、Ｋ音振幅の変化点（ピーク）で生成した生成
Ｋ音同期パルス信号（Ｋ音マーカ信号）を入力すること
でＣＰ／Ｒ−Ｋマップを生成する。

【００３５】ここで、ＣＰ／Ｒ−Ｋマップは２次元座標
上に格納するデータは、その性格上１回の血圧測定が終
了するまでは上書きが起こりうる要素を備えている。ま
た、カフ内圧の変動速度及び変動周期と心拍動周期の関
係より血圧測定におけるカフ内圧とＫ音の発生は限定条
件の範囲内で成立する。本発明の実施の形態例において
は、以上の点を考慮して、ＣＰ／Ｒ−Ｋマップ生成時に
データの収集枠（解放域）を設けて血圧値（カフ内圧）
によってこの枠を逐次変更し、この枠内のデータのみ書
込むように制御している。

【００３６】更に、既に書き込まれたデータに上書きを
行なう場合には、常にＫ音レベルの高い値（２値の場合
には１）によってのみ更新記録し、誤って消去されるこ
とがないように制御している。

【００３７】１２０はこのＣＰ／Ｒ−Ｋマップ生成手段
１１６よりの生成マップを基に、Ｋ音が連続して生成さ
れているＫ音連鎖を認識するＫ音連鎖認識手段であり、
例えば、ＣＰ／Ｒ−Ｋマップ生成手段１１６（電子回路
／グラフィックメモリ等を含む。）のＣＰ／Ｒ−Ｋマッ
プを生成中、あるいは生成後にＣＰ／Ｒ−Ｋマップの一
部または全部を走査読み出しして、Ｋ音マーカの連鎖群
域をＫ音域と判定する。

【００３８】ＣＰ／Ｒ−Ｋマップ生成手段１１６で生成
したＣＰ／Ｒ−Ｋマップの例、及びＫ音連鎖認識手段１
２０によるＫ音連鎖認識結果の例を図３に示す。図３に
おいては、Ｋ音認識手段１２０の認識処理の効果を示す
ため、カフ内圧測定結果に雑音抑制を行わずにＣＰ／Ｒ
−Ｋマップに書き込まれるＫ音マーカの数が多くあるよ
うに制御している。図３において、黒丸で示すのがマッ
プ状に書き込まれたＫ音マーカであり、Ｋマークを付し
てあるのがＫ音連鎖と認識された血圧測定に用いるＫ音
マーカであり、Ｎマークを付したＫ音マーカが血圧測定
に使用しないＫ音マーカである。

【００３９】図３で明らかな様に、例え測定信号にノイ
ズが乗っていても、血圧測定値への影響を効率よく除去
することができる。更に、このＣＰ／Ｒ−Ｋマップを一
見すればＫ音の検出状態が容易に認識でき、例えばこの
ＣＰ／Ｒ−Ｋマップを表示装置の表示画面等に表示させ
たり、プリンタよりプリントアウトすることにより、血
圧測定時の状態を容易に認識でき、正確な血圧測定結果
とすることができる。

【００４０】また、１３０はＫ音連鎖認識手段１２０の
認識結果より最高血圧値（ＳＹＳ）と最低血圧値（ＤＩ
Ａ）とを決定する最高・最低血圧値決定手段であり、例
えば、ＣＰ／Ｒ−Ｋマップ生成手段１１６の生成２次元
マップをサーチし、カフ圧力の降圧時に血圧測定を行な
う場合であれば順次高いカフ圧力より低いカフ圧力に対
してＫ音マーカーシグナルの有無を調べる。そして、最
初にＫ音マーカの検出されたカフ圧力を最高血圧値（Ｓ
ＹＳ）と決定し、続いて順次カフ圧の低いデータを調べ
ていきＫ音マーカシグナルが検出されなくなるカフ圧を
検出する。そして、このＫ音マーカシグナルが検出され
ない状態が例えば１心拍動以上連続した場合、或は２心
拍動以上（あるいはまた所定の心拍動分）連続した場合
に、Ｋ音マーカシグナルが検出されなくなるカフ圧を最
低血圧値（ＤＩＡ）と決定する。

【００４１】更に、２００は全ての構成を統括的に制御
する統括制御手段である。

【００４２】以上説明したように本発明の実施の形態例
によれば、Ｋ音マイクで収集したコロトコフ音に雑音成
分が重畳していても、これを簡単な構成で効率よく抑圧
除去することができ、例えば運動負荷がかかっているよ
うな場合であっても信頼性の高い血圧測定が行える。

【００４３】本発明の実施の形態例は、以上の構成を備
えることにより、運動などの生活活動に伴う心拍数や血
圧の変化に対して、心電図Ｒ波からコロトコフ音の発生
するまでの遅延時間の変化が急激でなく、緩慢に変化
し、かつ脈圧とカフ圧の瞬時交差時にコロトコフ音が発
生するという生体機能の現象及び物理現象に合った信号
処理方法を採用するために、心拍動に同期しない雑音を
抑圧除去し、心拍動に同期して発生するコロトコフ音を
選択的に強調するため、極めて効果的にＳ／Ｎが向上
し、且つ２次元処理によるＳＹＳ，ＤＩＡの決定法によ
り運動に伴うカフ内圧の変動に対して測定精度低下を抑
制できるために小型軽量化が可能となる。

【００４４】即ち、心拍周期の大きな変化である例えば
不整脈の発生などを除いて心電図信号のＲ波に対するＫ
音の発生するタイミングは心拍動毎に急激かつ大幅に変
動することはなく、カフ内圧の変化に対して一定の追従
変動することに着目し、１心拍動遅延手段１１３を設け
てその出力と一致する入力信号をＫ音の可能性が高いも
のとして判断し、１心拍動遅延手段１１３の入力と出力
とを乗算手段１１４で乗算することにより、カフ内圧に
適当な割合で加算合成した乗算Ｋ音信号出力（またはＫ
音同期パルスと連動したランプ波形）と、Ｒ波同期パル
ス生成手段１０４とで指定するＣＰ／Ｒ−Ｋマップ生
成手段１１６におけるＸ−Ｙ座標上（２次元メモリ）
に、Ｋ音同期パルス生成手段１１５で生成したＫ音の振
幅の変化点（ピーク）を表わすパルスによるＫ音マーカ
を入力することで補間埋め込み処理されＫ音マーカが連
鎖状態となったＣＰ／Ｒ−Ｋマップを生成し、更にＫ音
連鎖認識手段１２０でＣＰ／Ｒ−Ｋマップを生成中ある
いは生成後にＣＰ／Ｒ−Ｋマップの一部または全部を走
査読み出しして、Ｋ音マーカの連鎖群域をＫ音域と判定
し、最高・最低血圧値決定手段１３０はこの連鎖域の上
端のマーカに対応するカフ内圧をＳＹＳ、下端のマーカ
に対応するカフ内圧をＤＩＡと決定する。

【００４５】以上説明したように本発明の実施の形態例
によれば、コロトコフ音の出現及び消滅を感知して血圧
を測定する自動血圧測定装置において、前記コロトコフ
音を感知するマイク出力信号の絶対値を１心拍動周期に
わたり遅延出力する手段と、該手段の入出力信号を乗算
してその出力の大きさを判定してパルスを発生する手段
と、前記自動血圧測定装置が検出したカフ内圧検出信号
に適当な割合で加算合成した乗算Ｋ音信号出力（または
Ｋ音同期パルスと連動したランプ波形）と、心電Ｒ波を
感知して発生したパルスにより制御されるタイムカウン
タとで指定する座標に前記パルスを座標マーカとして記
録し、記録マーカをＸ−Ｙ走査読出可能な記憶手段と、
該記憶手段に描かれたＫ音マーカが連鎖しているか否か
を判定する手段と、前記記憶手段に描かれ連鎖している
と判定したマーカよりカフ内圧座標の両端値をそれぞれ
読出し、最高及び最低血圧値と識別可能とすることによ
り、Ｋ音マイクで収集したコロトコフ音に雑音成分が重
畳していても、これを簡単な構成で効率よく除去するこ
とができ、例えば運動負荷がかかっているような場合で
あっても信頼性の高い血圧測定が行える。

【００４６】（第２の発明の実施の形態）上述した第１
の発明の実施の形態例においては、処理対象のＫ音と１
心拍動前のＫ音とを乗算してＫ音レベルを強調し、雑音
抑制を行なうべく、１心拍動遅延手段にＫ音の強度変化
である絶対値信号を入力し、その入出力を乗算する事で
Ｒ波同期成分であるＫ音レベルを強調し、Ｒ波に同期す
ることの稀な雑音成分を大幅に減衰してＫ音同期パルス
生成に際してＳ／Ｎ向上を図る例について説明を行っ
た。

【００４７】しかし、本発明は以上の例に限定されるも
のではなく、上述した図１に示す第１の発明の実施の形
態例の処理に対して、予めエンベロープ信号のピークを
検出したパルスを生成し、１心拍動遅延手段に入出力す
る事で単純な論理積演算により効果を得る簡易形処理方
法を採用しても略同様の優れた雑音抑制効果が得られ
る。

【００４８】このように構成した本発明に係る第２の発
明の実施の形態例を以下に説明する。図４は本発明に係
る第２の実施の形態例の血圧測定装置の基本構成を示す
ブロック図である。図４において、上述した図１に示す
第１の発明の実施の形態例と同様構成には同一番号を付
し詳細説明を省略する。

【００４９】図４において、１４０は絶対値変換手段１
０７よりのＫ音強度のエンベロープよりピークを検出す
るピーク検出手段であり、一定レベルの閾値を設けて当
該閾値以上のピークのみを出力するように構成されてい
る。また、１４５はピーク検出手段１４０よりのＫ音ピ
ーク信号と、１心拍動遅延手段１１３よりの１心拍動間
隔時間遅延したＫ音ピーク同期信号及びＲ波同期パルス
生成手段１０４で生成したＫ音連鎖群域マスク信号との
論理積を取り出力する論理積ゲート（ＡＮＤゲート）で
あり、心電Ｒ波に同期して繰り返し出現するＫ音以外の
雑音を除去し、心電Ｒ波に同期して一定の繰り返し周期
を有するＫ音信号のみを出力させる。

【００５０】この論理積ゲート１４５を用いる１心拍動
遅延論理積処理を図５のタイミングチャートを参照して
以下に説明する。図５のタイミングチャートは、最高血
圧測定時より最低血圧測定時までの波形状態を模式的に
表わしている。

【００５１】図５において、２段目に示すピーク検出手
段１４０よりのＫ音ピーク信号と、例えば、１段目に示
すＲ波同期パルスの発生間隔で略定まる１心拍動間隔時
間分遅延させた３段目に示す１心拍動遅延手段１１３よ
りの１心拍動間隔時間分遅延されたＫ音ピーク信号とは
互いに周期的相関性があり、この両Ｋ音ピーク信号の論
理積をとると、３段目に示す出力が得られる。図５に明
らかなように、心拍動の周期を有するＫ音信号のみが抽
出され、その間の突発的な信号を効率よく除去すること
ができる。また、例え、この間にたまたま雑音成分が重
なった場合が有っても、この信号には周期性がなく、上
述した図３に示すＫ音連鎖認識手段１２０のＫ音連鎖認
識により容易に判別でき、除去することができる。

【００５２】従って、最下段に示すように論理積ゲート
１４５よりの乗算されたＫ音同期パルス信号は、カフ内
圧の降下（時間の経過）とともにＲーＫ時間が狭くなっ
ており、右端の時点で最も狭くなっている。

【００５３】なお、ピーク検出手段１４０の出力信号で
あるＫ音ピーク信号のパルス幅は、図５に示すようにＫ
音ピーク信号のパルス幅が狭いと左端の例では論理積ゲ
ート出力がなくなり、１心拍動間隔における最大Ｒ−Ｋ
遅延時間差より広く設定する必要がある。幸いにも、心
拍数の低下状態にある安静時には、障害となる雑音は極
めて低く、運動により心拍数が上昇するとともに１心拍
動間隔における最大Ｒ−Ｋ遅延時間差が狭くなるという
現象に合わせてＫ音ピーク信号のパルス幅も連続的に狭
くなるような制御をすることにより、簡単な構成で確実
に雑音成分を除去することができ、本発明の実施の形態
例の効果を高めることができる。

【００５４】以上説明したように第２の発明の実施の形
態例によれば、例えばコロトコフ音の出現及び消滅を感
知して血圧を測定する自動血圧測定装置において、前記
コロトコフ音を感知するマイク出力信号の絶対値の大き
さを判定してパルスを発生する手段と、前記マイク出力
信号の絶対値の大きさを判定して生成したパルス化した
時系列データを１心拍動周期にわたり遅延出力する手段
と、該手段の入出力信号を入力する論理積演算回路と、
前記自動血圧測定装置が検出したカフ内圧検出信号及
び、乗算Ｋ音信号出力（またはＫ音同期パルスと連動し
たランプ波形）を適当な割合で加算した出力と、心電Ｒ
波を感知して発生したパルスにより制御されるタイムカ
ウンタとで指定する座標に前記論理積出力を座標マーカ
として記録し、該記録マーカをＸ−Ｙ走査読出可能な記
憶手段と、前記記憶手段に描かれたＫ音マーカが連鎖し
ているか否かを判定する手段と、前記記憶手段に描かれ
ていると判定したマーカよりカフ内圧座標の両端値をそ
れぞれ読出し、最高及び最低血圧値を識別可能とするこ
とにより、より簡単な構成でＫ音マイクで収集したコロ
トコフ音に雑音成分が重畳していても、これを簡単な構
成で効率よく除去することができ、例えば運動負荷がか
かっているような場合であっても信頼性の高い血圧測定
が行える。

【００５５】（第３の発明の実施の形態）上述した第１
の発明の実施の形態例においては、処理対象のＫ音と１
心拍動前のＫ音とを乗算してＫ音レベルを強調し、雑音
抑制を行なうべく、１心拍動遅延手段にＫ音の強度変化
である絶対値信号を入力し、その入出力を乗算する事で
Ｒ波同期成分であるＫ音レベルを強調し、Ｒ波に同期す
ることの稀な雑音成分を大幅に減衰してＫ音同期パルス
生成に際してＳ／Ｎ向上を図る例について説明し、第２
の発明の実施の形態例においては、予めエンベロープ信
号のピークを検出したパルスを生成し、１心拍動遅延手
段に入出力する事で単純な論理積演算により効果を得る
簡易形処理方法を採用する例について説明した。

【００５６】しかし、上述した実施の形態例において
は、ＣＰ／Ｒ−Ｋマップ生成手段１１６は、毎回血圧測
定をする度にＣＰ／Ｒ−Ｋマップを更新生成するが、雑
音混入の頻度が特に高いような場合においては、Ｋ音マ
ーカの連鎖性が明確でなくなることも予想され、ＳＹＳ
及びＤＩＡの決定を困難にし、測定結果の信頼性を損な
うような状況に陥ることも考えられる。

【００５７】従って、このような場合にも対応できる本
発明に係る第３の発明の実施の形態例を以下に説明す
る。第３の発明の実施の形態例においては、雑音混入の
頻度が特に高いような場合に対する対策として、ＣＰ／
Ｒ−Ｋマップ上のＫ音マーカエリアを一定の幅拡張して
保存し、新規にＣＰ／Ｒ−Ｋマップを更新生成する際に
保存マップ上のマーカ座標と略一致するＫ音マーカのみ
を入力することで雑音抑制効果を高める様に構成する。
更に、安静時など雑音の影響が少ない場合の対応には後
述するピーク検出手段によって生成するＫ音同期パルス
の幅を広げ、ＳＹＳ領域でのＲ−Ｋタイムの変遷に対処
可能に構成する。

【００５８】図６は本発明に係る第３の発明の実施の形
態例の血圧測定装置の基本構成を示すブロック図であ
る。図６において、上述した図１及び図４に示す第１及
び第２の発明の実施の形態例と同様構成には同一番号を
付し詳細説明を省略する。

【００５９】図６において、１４３はピーク検出手段１
４０よりのピーク信号を１心拍動間隔時間分遅延させる
１心拍動遅延手段、１５０はＣＰ／Ｒ−Ｋマップ生成手
段１１６で生成されたＣＰ／Ｒ−Ｋマップを測定毎に改
編（Ｋ音域を拡張）生成してエリアゲート信号を出力す
る、例えば２次元メモリで構成された２Ｄアドレステー
ブル生成手段である。

【００６０】第３の発明の実施の形態例においては、図
１に示す第１の発明の実施の形態例と同様にして得られ
た乗算手段１１４よりの乗算Ｋ音信号を、ピーク検出手
段１４０に入力し、ピーク検出手段１４０は入力された
乗算強調Ｋ音信号のエンベロープよりピークを検出し、
検出信号に一定レベルの閾値を設けて当該閾値以上のピ
ークのみを出力する。

【００６１】そして、論理積ゲート１４５にはこのピー
ク検出手段１４０よりのピーク信号と、該ピーク信号を
１心拍動間隔時間分遅延させた信号が出力される１心拍
動遅延手段１４３出力が入力されており、２Ｄアドレス
テーブル生成手段１５０よりのエリアゲート信号入力時
に論理積ゲート１４５により論理積演算がなされ、その
出力信号がＣＰ／Ｒ−Ｋマップ生成手段１１６に出力さ
れている。

【００６２】第３の発明の実施の形態例においては、２
Ｄアドレステーブル生成手段１５０に、ＣＰ／Ｒ−Ｋマ
ップ生成手段１１６が生成したＣＰ／Ｒ−Ｋマップ上に
あるＫ音マーカエリア情報として、マーカ座標位置を中
心とした一定のエリアをマップ（Ｋ音連鎖域マスク）と
して保存する。このＫ音連鎖域マスクは、マーカ座標位
置を中心とした一定のエリアを一定の幅拡張して保存マ
ップとする。このＫ音連鎖域マスクの例を図７に示す。

【００６３】図７に示すように、マーカ座標位置を中心
とした一定のエリアを有効領域としてこの領域にあるマ
ーカ座標を有効Ｋ音マーカとする。

【００６４】そして、論理積ゲート１４５には、エリア
ゲート信号として保存マップ上のマーカ座標と一致する
Ｋ音マーカのみを（マーカ座標位置を中心とした一定の
エリア情報を）出力することにより、論理積ゲート１４
５からは略先の論理積ゲート１４５よりの出力信号と同
期する信号のみを次のタイミングで出力させることがで
き、雑音抑制効果を高めることができる。

【００６５】なお、安静時など雑音の影響が少ない場合
に対応するために、ピーク検出手段１４０によって生成
されるＫ音同期パルスの幅を広げ、ＳＹＳ領域でのＲ−
Ｋタイムの変遷に対処する様に構成しても良いことは勿
論である。

【００６６】以上説明したように第３の発明の実施の形
態例においては、コロトコフ音の出現及び消滅を感知し
て血圧を測定する自動血圧測定装置において、前記コロ
トコフ音を感知するマイク出力信号の絶対値の大きさを
判定してパルスを発生する手段と、前記自動血圧測定装
置が検出したカフ内圧信号と、心電Ｒ波を感知して発生
したパルスにより制御されるタイムカウンタとで指定す
るマイク出力信号の絶対値の大きさを判定して生成した
パルスを座標マーカとして記録し、該記録マーカをＸ−
Ｙ走査読出可能なマーカ記憶手段と、該記憶手段をＸ−
Ｙ操作して読み出した記録マーカ信号を入力して、エリ
アゲート信号生成の為の座標テーブルを更新生成する２
Ｄアドレステーブル生成手段と、２Ｄアドレステーブル
を同時に読出し、マイク出力信号の絶対値の大きさを判
定してたＫ音同期パルスを発生させるＫ音同期パルス発
生手段と、１心拍動周期遅延出力したパルスの論理積出
力を前記カフ内圧信号と、心電Ｒ波を感知して発生した
Ｒ波同期パルスにより制御されるタイムカウンタで指定
選択する座標に記録する手段を備えることにより、心拍
動に同期しない雑音を更に厳密かつ効果的に抑圧、排除
することができる。

【００６７】

【実施例】以上の実施の形態例を達成する本発明に係る
第１の実施例の詳細構成例を図８に示す。図８は本実施
例の血圧測定装置の構成を示すブロック図及び図中のタ
イマ回路出力タイミングを説明するための図である。図
８の装置は、上述した第２の発明の実施の形態例を実現
する血圧測定装置となっている。

【００６８】図８（Ａ）において、１は測定対象者の体
表面の所定部位に装着され、心臓の拍動に同期した心電
図信号を誘導する心電電極である。２は心電電極１より
の微弱信号を増幅する増幅回路、３は増幅回路２よりの
心電図信号に含まれている雑音成分を除去し、心電図信
号のＱＲＳ波を抽出する帯域通過フィルタ（バンドパス
フィルタ（以下「ＢＰＦ」と称す。）である。以上の各
構成で発明の実施の形態例における心電誘導手段１０１
を構成している。

【００６９】また、４はＢＰＦ３よりの心電図信号中の
Ｒ波の頂点を検出処理するＲ波ピーク検出回路、５はＲ
波ピーク検出回路４よりの検出信号を一定時間幅のパル
スに変換して出力するタイマ回路であり、以上の構成で
発明の実施の形態例におけるＲ波同期パルス生成手段１
０４を構成している。

【００７０】更に、６は上腕動脈上に配置され、カフ１
０を拡張し、空気圧により血流を遮断した後、空気圧を
徐々に減圧した際に血管より生ずるＫ音を検出するため
のＫ音マイク（振動センサ）であり、発明の実施の形態
例におけるＫ音採取手段１０６を構成している。

【００７１】７はＫ音マイク６よりの検出信号を増幅す
ると共に滑らかなエンベロープの片方向出力に変換する
絶対値処理回路、８は絶対値処理回路７よりの検出Ｋ音
エンベローブ信号に含まれている持続性連続雑音成分
（例えばモータの振動音等）を除去し、Ｋ音エンベロー
ブの変化速度に同調させたＢＰＦ、９はＫ音の変化速度
の最も速い点（タイミング）を検出するピーク検出回路
であり、以上の各構成で発明の実施の形態例における絶
対値変換手段１０７を構成している。

【００７２】また、１０は例えば上腕の動脈位置上に巻
きつけられ、内蔵する空気室（ゴム嚢）内に空気を送り
込むことにより動脈を圧迫するカフである。１１はカフ
圧力を検出する空気圧センサであり、ゴムチューブによ
りカフ内空気圧を圧力検出素子（歪み抵抗素子等）と接
続して、カフ拡張圧に比例した電気信号を出力する。１
２は空気圧センサ１１よりの電気信号中の雑音成分を除
去するローパスフィルタを入力部に備え、大気圧との相
対圧（大気圧＝０）に変換して増幅出力する変換増幅回
路であり、これらで発明の実施の形態例におけるカフ内
圧検出手段１１１を構成している。

【００７３】１３は増幅回路１２よりの増幅カフ圧信号
及びピーク検出回路９よりのＫ音信号を１心拍動分記憶
し、１心拍動間隔時間分遅延させた遅延信号を出力する
ＦＩＦＯメモリであり、発明の実施の形態例における１
心拍動遅延手段１１３に対応する。１４はピーク検出回
路９よりの検出Ｋ音ピーク信号と１心拍動間隔時間分遅
延したその前の心拍動時の検出Ｋ音ピーク信号及び心電
Ｒ波を感知して発生したＫ音域予測ゲート信号との論理
積をとり、周期性の無いノイズ成分を除去するための論
理積回路であり、例えば発明の実施の形態例における論
理積ゲート１４５に対応する。

【００７４】１５は変換増幅回路１２よりのカフ内圧出
力信号に絶対値処理回路７からのエンベローブ信号出力
を所定の割合で加算合成し（またはＫ音同期パルスと連
動したランプ波形）と、タイマ回路５からの出力で制御
されるタイムカウンタにより指定される２次元座標にＫ
音同期パルスを選択出力する論理積回路１４より出力さ
れた論理積信号を記憶することで、Ｒ波からＫ音発生遅
延時間／カフ内圧グラフを作成するための画像メモリ、
１６は本実施形態の装置全体の制御を司る制御回路であ
り、制御回路１６が画像メモリ１５上にＣＰ／Ｒ−Ｋマ
ップを生成し、発明の実施の形態例におけるＣＰ／Ｒ−
Ｋマップ生成手段１１６を構成している。

【００７５】更に、１７は加圧ポンプ及び排気弁を備え
るカフ加圧制御機構である。

【００７６】以上の構成を備える本発明の実施の形態例
の動作について図９のタイミングチャートを参照して以
下に説明する。なお、カフ圧制御機構の詳細構成及び動
作は公知の自動血圧計の構成及び動作と同様であり詳細
説明を省略する。

【００７７】本実施例は、運動療法である心臓リハビリ
及びヘルスケア中においても自動血圧測定を可能とした
ものであり、例えばこのような運動療法の際に、同時に
心電図を収集しているような場合においては、この収集
心電図信号を利用することにより、資源を効率よく用い
ることが可能となる。

【００７８】血圧測定に先立ち、心電電極１を心電図信
号を収集する所定の生体表面部位に装着する。更に、生
体の所定箇所にカフ１０を巻き付ける等して血圧測定準
備をすると共に、Ｋ音マイク６を血圧を測定するべき動
脈上に配置して装着する。

【００７９】この状態で運動療法などを行なう。そし
て、血圧の自動測定を行なうタイミングとなると制御回
路１６はカフ圧制御機構１７を起動して加圧ポンプを作
動させ、カフを加圧してカフ内圧を上昇させる。そし
て、変換増幅回路１２よりの空気圧センサ１１で検出し
たカフ内圧信号より加圧されているカフ内圧を検出し、
このカフ内圧が予め設定されているカフ内圧となるまで
カフ圧制御機構１７の加圧ポンプを作動させる。制御回
路１６は、カフ内圧が予め設定されているカフ内圧とな
ると、カフ圧制御機構１７の加圧ポンプの作動を停止さ
せ、一定量ずつカフ内の空気を排気する定排気弁を作動
させ、カフ内の圧力を低下させる。そして、Ｋ音が最初
に検出されたカフ内圧を最高血圧値、Ｋ音がとだえたカ
フ内圧を最低血圧値とする血圧測定処理を行なう。

【００８０】或は、制御回路１６が加圧ポンプを作動さ
せてカフ内圧を上昇させている際に血圧の測定処理を行
い、Ｋ音が検出されるようになったカフ内圧を最低血圧
値とし、更にカフ内圧を上げていき、Ｋ音がとだえたカ
フ内圧を最高血圧値とする血圧測定処理を行ってもよ
い。以下の説明は、前者の場合を例として行なう。

【００８１】加圧ポンプの駆動によりカフ１０内に空気
を送り込んでカフ内圧を上昇させると共に、例えば、心
電電極１による心電図信号の収集を開始し、収集心電図
信号を増幅回路２で増幅してＢＰＦ３で不要な雑音成分
を除去してＲ波ピーク検出回路４に出力する。この時の
増幅回路２の出力信号（増幅心電信号）の例を図９のＳ
２に示す。

【００８２】Ｒ波ピーク検出回路４は、心電図信号の解
析を行い、Ｒ波ピークを検出してタイマ回路５に出力す
る。このＲ波ピーク検出回路４のＲ波検出パルス信号の
例を図９のＳ４に示す。このＲ波検出パルス信号はタイ
マ回路５に送られ、タイマ回路５は、Ｒ波検出パルスを
基準とした所定幅のパルス信号（Ｒ−ＫタイムであるＲ
波検出パルスを基準にＫ音の検出時間幅のゲートパルス
信号Ｓ５Ｂ）を出力する。このパルス信号は、心電図信
号の収集中は絶えず出力されている。このタイマ回路５
の出力信号の概略タイミングを（Ｂ）に示す。

【００８３】一方、空気圧センサ１１からはカフ内圧に
対応した電気信号が出力されており、変換増幅回路１２
は空気圧センサ１１よりの加圧されたカフ内圧に対応す
る電気信号を大気圧との相対圧（大気圧＝０）に変換し
て増幅出力する。この変換増幅回路１２の出力例を図９
のＳ１２に示す。

【００８４】一方、Ｋ音マイク６はＫ音信号（血管音信
号）を収集して絶対値処理回路７に送り、ここで収集Ｋ
音を増幅すると共に収集Ｋ音信号の絶対値を生成して出
力する。この絶対値処理回路７のＫ音を増幅した信号例
を図９のＳ７に示す。

【００８５】絶対値処理回路７よりの出力はＢＰＦ8に
出力され、ＢＰＦ８でＫ音出現周波数帯域の信号のみを
通過させ、不要な雑音を除去する。その後ピーク検出回
路９でＫ音のピークを検出してＫ音同期出力信号として
ＦＯＦＯメモリ１３に出力すると共に論理積回路１４に
出力する。このピーク検出回路９よりのＫ音同期出力信
号の例を図９のＳ１０に示す。図９のＳ１０に示すよう
に、Ｋ音同期出力パルスは、心拍動に伴う脈音のみなら
ず、運動に伴う雑音のほか他の種々の雑音成分が含まれ
た信号となっている。

【００８６】ＦＩＦＯメモリ１３は１心拍動間隔時間分
入力信号を遅延させるものであるため、ここに入力され
たＫ音同期出力パルス信号は１心拍動間隔時間遅延して
論理積回路１４の一方入力に出力される。一方、論理積
回路１４の他方入力端子には遅延されていないＫ音同期
出力パルス信号が入力されているため、論理積回路１４
では最新のＫ音ピーク信号と１つ前のＫ音ピーク信号が
論理積されることになる。このため、ここで所定周期で
ない雑音成分信号は完全に除去されることになる。この
論理積回路１４よりの出力信号である雑音成分を除去し
たＫ音同期パルス信号の例を図９のＳ１４に示す。

【００８７】図９に明らかな如く、ピーク検出回路９よ
りのＫ音同期パルスＳ１０には種々のノイズ成分が重畳
されているが、論理積回路１４より出力されるＫ音同期
パルス信号にはＫ音以外の他のノイズ成分が除去されて
いる。従って、この信号をＫ音検出信号とすることによ
り、非常に精度の高いＫ音検出が行える。

【００８８】なお、この論理積回路１４では、Ｋ音ピー
ク信号を論理積する他に、タイマ回路５よりのゲート信
号の出力されている間のみ論理積処理を行っている。こ
のタイマ回路５によるマスクは、前回測定した結果を修
正して作成するものであり、ゲート信号のゲート幅は始
めは（１／１０）秒程度と広くするが、安定した制御状
態では（１／１００）秒以下に狭めることも可能であ
る。

【００８９】即ち、この回路で第３の発明の実施の形態
例の簡易型ともいえる回路構成を実現している。

【００９０】このゲート幅の決定には、安定したＲ波検出（正確なタイミング）、Ｋ音低周波成分の除去、カフ内圧（瞬時）に対応したＫ音発生時期の予測が大切であり、これらの条件が満たされればゲート幅を
有効に狭めることができる。しかし、最大のゲート幅で
あったとしても雑音の除去効果は大きなものがある。

【００９１】なお、本実施例においては、この血圧測定
結果を具体的な測定結果イメージとして画像メモリ１５
に記憶してＣＰ／Ｒ−Ｋマップを生成し、例えば表示出
力可能に構成する。これにより、画像メモリ１５には、
カフ内圧、Ｋ音同期パルス、ゲート信号がそれぞれ時系
列に記憶される。そして、この画像メモリ１５の記録内
容を解析してＫ音出現時のカフ内圧、Ｋ音消滅時のカフ
内圧を知ることができ、これにより最高血圧／最低血圧
を求めることができる。

【００９２】また、この血圧測定の途中であっても、Ｒ
波ピーク信号とＫ音同期パルス信号との出現タイミング
のずれ状況よりＲ波ピークが出現してからＫ音同期パル
スの出現するまでの時間のばらつきを統計的に算出し、
ばらつきを吸収可能な所定範囲をゲート幅時間として設
定すればよい。このようにすることにより、ばらつきが
少ない場合にはゲート時間を狭く設定でき、より雑音除
去効果が上がる。

【００９３】本実施例において、雑音の除去のために論
理積回路１４を設けた根拠を以下に説明する。

【００９４】心電図信号のＲ波の検出よりＫ音の検出ま
では、当然に所定時間の遅延が発生する。即ち、心電図
信号のＲ波は心臓の動作に連動しており、いわば心臓の
血液送出タイミングを表わす信号である。

【００９５】これに対してＫ音は、心臓より伝播した圧
脈波（心拍動波）が、Ｋ音マイク設置位置の血管まで到
達するまでの時間遅延して検出され、この両者の関係に
は一定の法則がある。本願発明者が種々の測定結果をふ
まえて検討を行った結果、心拍数が上昇すると遅延時間
が短縮する点、及び心電図信号のＲ波の出現間隔である
Ｒ−Ｒ時間は略一定であり安定しているのに比し、Ｒ波
発生タイミングよりＫ音が検出されるまでの遅延時間で
あるＲ−Ｋ時間は変動（ドリフト）する場合がある点が
見いだされた。しかしながら、心拍動毎にＲ−Ｋ時間が
急激に変動することはなく、カフ内圧の変化に対して一
定の追従変動をすることが判明した。

【００９６】従って、本発明の実施の形態例において
は、１心拍遅延手段を設けて、その出力と一致する入力
信号をＫ音の可能性が高いものとして判断することとし
たのである。

【００９７】そして、制御回路１６は、上述した実施の
形態例のように、カフ内圧、Ｋ音同期パルス、ゲート信
号がそれぞれ時系列に画像メモリ１５上のカフ内圧とＲ
波同期信号Ｓ５Ａとで指定するＸ−Ｙ座標上（２次元メ
モリ）に、心電図Ｒ波振幅の変化点（ピーク）でパルス
を発したタイマ回路５によるＲ波同期信号Ｓ５Ｂと論理
積回路１４の出力Ｓ１４（Ｋ音マーカ信号）を入力する
ことでＣＰ／Ｒ−Ｋマップを生成し、更にＣＰ／Ｒ−Ｋ
マップを生成中、あるいは生成後にＣＰ／Ｒ−Ｋマップ
の一部または全部を走査読み出しして、Ｋ音マーカの連
鎖群域をＫ音域と判定し、この連鎖域の上端のマーカに
対応するカフ内圧を最高血圧値（ＳＹＳ）、下端のマー
カに対応するカフ内圧を最低血圧値（ＤＩＡ）と決定す
る。

【００９８】以上説明した各例によれば、心拍数の変動
や血圧の変動及びカフ内圧により発生するタイミングが
変化するコロトコフ音を選択的に強調し、またコロトコ
フ音の発生するタイミングに一致した幅の狭いゲートを
自動的に発生するため、極めて効果的にＳ／Ｎが向上
し、且つ２次元、３次元処理によるＳＹＳ，ＤＩＡの決
定法により運動に伴うカフ内圧の変動に対して測定精度
低下を効果的に抑制できるために小型軽量化が可能であ
る。Ｋ音マイクで収集したコロトコフ音に雑音成分が重
畳していても、これを簡単な構成で効率よく除去するこ
とができ、例えば運動負荷がかかっているような場合で
あっても信頼性の高い血圧測定が行える。

【００９９】以上に説明したＫ音検出方法を自動血圧計
及び自動血圧監視装置等に適用することにより、非常の
性角度の高い装置として提供することができる。

【０１００】例えば、カフを加圧するために、カフ内に
空気を送り込んでカフ内圧を上昇させる加圧ポンプを備
え、外加圧ポンプを駆動してカフ内圧検出手段でカフ内
圧を検出しつつ所望のカフ内圧となるまでカフを加圧
し、加圧途中又は加圧後の減圧中におけるＫ音の検出状
況により上述したように最高血圧値と最低血圧値を測定
し、この測定結果を印刷出力又は表示出力するように構
成することにより、自動血圧計が提供できる。

【０１０１】この測定を所定時間毎に行って最新測定結
果を、又は各血圧測定結果を時系列に、表示出力又は印
刷出力する（モニタ可能の表示出力する）自動血圧計モ
ニタ装置としても良く、血圧値の計時変化を検出して報
知する血圧監視装置としてもよい。

【０１０２】更に、例えば所定の間隔で最高血圧値及び
最低血圧値の測定を行って、被測定者の血圧状態を調
べ、この血圧値が予め設定した値の範囲内であるか範囲
外となっているかを監視し、最高血圧値及び／又は最低
血圧値が予め設定した値の範囲内であるか否かを報知す
る様に構成してもよい。このように、本発明の各発明の
実施の形態例及び実施例により血圧測定を行うと、例え
運動負荷試験中の様な従来は正確な血圧測定が不可能で
あった場合であっても、血圧測定を行なうことはでき、
通常の日常生活を行っている状態での正確な血圧測定も
可能となる。

【０１０３】

【発明の効果】以上説明した様に本発明によれば、採取
したコロトコフ音に雑音成分が重畳していても、これを
簡単な構成で効率よく除去することができ、例えば運動
負荷がかかっているような場合であっても信頼性の高い
血圧測定が行える。

【０１０４】また、心拍数の変動や血圧の変動及びカフ
内圧により発生するタイミングが変化するコロトコフ音
を選択的に強調し、またコロトコフ音の発生するタイミ
ングに一致した幅の狭いゲートを自動的に発生するた
め、極めて効果的にＳ／Ｎを向上させることができ、か
つ２次元、３次元処理による最高血圧値及び最低血圧値
の決定を行なうため、運動に伴うカフ内圧の変動に対し
ても測定精度低下を抑制でき、小型軽量化の血圧測定装
置が提供できる。

【０１０５】

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係る発明の実施の形態の一例の血圧測
定装置の基本構成を示すブロック図である。

【図２】本発明の実施の形態例の動作を示すタイミング
チャートである。

【図３】図１に示すＣＰ／Ｒ−Ｋマップ生成手段により
Ｘ−Ｙ座標上（２次元メモリ）に形成されたＣＰ／Ｒ−
Ｋマップの例を示す図である。

【図４】本発明に係る第２の発明の実施の形態例の血圧
測定装置の基本構成を示すブロック図である。

【図５】第２の発明の実施の形態例における論理積ゲー
トを用いる１心拍動間隔時間遅延論理積処理を説明する
ためのタイミングチャートである。

【図６】本発明に係る第３の発明の実施の形態例の血圧
測定装置の基本構成を示すブロック図である。

【図７】本発明に係る第３の発明の実施の形態例のＫ音
域連鎖マスクの例を示す図である。

【図８】本発明に係る一実施例の血圧測定装置の構成を
示すブロック図及びタイマ回路出力タイミングを説明す
るための図である。

【図９】本実施例の動作を示すタイミングチャートであ
る。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】脈音を収集する脈音収集手段と、心電図信号を収集する心電図信号収集手段と、前記心電図信号収集手段の収集心電図信号に基づいて心
拍動に対応したコロトコフ音出現タイミングを予測する
予測手段と、前記予測手段で予測した一定範囲のコロトコフ音出現タ
イミングの間前記脈音収集手段で収集した脈音を有効脈
音として前記有効脈音よりコロトコフ音を検出するＫ音
検出手段とを備えることを特徴とするコロトコフ音検出
装置。
【請求項２】脈音を収集する脈音収集手段と、心電図信号を収集する心電図信号収集手段と、前記心電図信号収集手段の収集心電図信号に基づいて心
拍動に対応したコロトコフ音出現タイミングを予測する
予測手段と、前記予測手段で予測した一定範囲のコロトコフ音出現タ
イミングの間前記脈音収集手段で収集した脈音を有効脈
音として前記有効脈音よりコロトコフ音を検出するＫ音
検出手段と、前記Ｋ音検出手段による検出の結果コロトコフ音が検出
されない前記予測手段で予測した一定範囲の前後の予測
範囲でコロトコフ音が検出されている場合には予測領域
内にコロトコフ音検出を補間する補間手段とを備えるこ
とを特徴とするコロトコフ音検出装置。
【請求項３】前記予測手段は、前記心電図信号収集手
段で収集した心電図信号より心拍動を検出し、前記脈音
収集手段の収集した脈音の強度ピーク信号を検出した１
心拍動間隔時間遅延させ遅延させた前記強度ピーク信号
を基準にコロトコフ音出現タイミングを予測することを
特徴とする請求項１または請求項２のいずれかに記載の
コロトコフ音検出装置。
【請求項４】前記予測手段は、前記心電図信号収集手
段で収集した心電図信号より心拍動時間を検出し、前記
脈音収集手段の収集した脈音の強度ピーク信号を検出し
た１心拍動間隔時間遅延させ遅延させた前記強度ピーク
信号と前記脈音収集手段の収集した次の脈音の強度ピー
ク信号を乗算して検出脈音を強調してコロトコフ音出現
タイミングを予測することを特徴とする請求項１または
請求項２のいずれかに記載のコロトコフ音検出装置。
【請求項５】前記予測手段は、前記心電図信号収集手
段で収集した心電図信号より心拍動を検出し、前記脈音
収集手段の収集した脈音の強度ピーク信号を検出した１
心拍動時間遅延させ遅延させた前記強度ピーク信号と前
記脈音収集手段の収集した次の脈音の強度ピーク信号を
乗算して検出ピーク信号を強調し、前記強調強度ピーク
信号を更に１心拍動時間遅延させて遅延させた前記強調
強度ピーク信号と次の強調強度ピーク信号とを乗算して
検出脈音を強調してコロトコフ音出現タイミングを予測
することを特徴とする請求項１または請求項２のいずれ
かに記載のコロトコフ音検出装置。
【請求項６】生体に装着されたカフを加圧する加圧手
段と、前記加圧手段で加圧されたカフ内圧を所定割合で変化さ
せるカフ内圧制御手段と、前記カフ内圧制御手段で制御されるカフ内圧を検出する
カフ圧検出手段と、脈音を収集する脈音収集手段と、心電図信号を収集する心電図信号収集手段と、前記心電図信号収集手段の収集心電図信号に基づいて心
拍動に対応したコロトコフ音出現タイミングを予測する
予測手段と、前記予測手段で予測した一定範囲のコロトコフ音出現タ
イミングの間前記脈音収集手段で収集した脈音を有効脈
音として前記有効脈音よりコロトコフ音を検出するＫ音
検出手段とを備え、前記Ｋ音検出手段は、前記脈音検出手段の脈音検出時の
前記カフ圧検出手段の検出カフ圧の変化を監視し、変化
割合が所定範囲内の脈音を有効脈音とすることを特徴と
するコロトコフ音検出装置。
【請求項７】更に、前記Ｋ音検出手段による検出の結
果コロトコフ音が検出されない前記予測手段で予測した
一定範囲の前後の予測範囲でコロトコフ音が検出されて
いる場合には予測領域内にコロトコフ音検出を補間する
補間手段とを備えることを特徴とする請求項６記載のコ
ロトコフ音検出装置。
【請求項８】生体に装着されたカフを加圧する加圧手
段と、前記加圧手段で加圧されたカフ内圧を検出するカフ圧検
出手段と、前記請求項１乃至請求項７のいずれかに記載のコロトコ
フ音検出装置と、前記コロトコフ音検出装置で検出するコロトコフ音と前
記カフ内圧検出手段の検出カフ圧より最高血圧値および
最低血圧値を決定する血圧値決定手段とを備えることを
特徴とする血圧測定装置。
【請求項９】前記カフ圧検出手段は、前記コロトコフ
音検出装置の備える前記予測手段の予測コロトコフ音出
現タイミング時のカフ圧を測定することを特徴とする請
求項８記載の血圧測定装置。
【請求項１０】生体に装着されたカフを加圧する加圧
手段と、前記加圧手段で加圧されたカフ内圧を検出するカフ圧検
出手段と、前記請求項１乃至請求項７のいずれかに記載のコロトコ
フ音検出装置と、前記コロトコフ音検出装置で検出するコロトコフ音と前
記カフ内圧検出手段の検出カフ圧より最高血圧値および
最低血圧値を決定する血圧値決定手段と、前記血圧値決定手段で決定した血圧値が所定血圧範囲で
あるか否かを監視する監視手段とを備えることを特徴と
する血圧監視装置。
【請求項１１】生体に装着されたカフを加圧する加圧
手段と、前記加圧手段で加圧されたカフ内圧を検出するカフ圧検
出手段と、前記請求項１乃至請求項７のいずれかに記載のコロトコ
フ音検出装置と、前記コロトコフ音検出装置で検出するコロトコフ音と前
記カフ内圧検出手段の検出カフ圧より最高血圧値および
最低血圧値を決定する血圧値決定手段と、前記血圧値決定手段で決定した血圧値をモニタ可能な血
圧値モニタ手段とを備えることを特徴とする血圧モニタ
装置。
【請求項１２】脈音を収集する脈音収集手段と、心電
図信号を収集する心電図信号収集手段とを備える装置に
おけるコロトコフ音検出方法であって、前記心電図信号収集手段が収集した心電図信号に基づい
て心拍動に対応したコロトコフ音出現タイミングを予測
し、予測した一定範囲のコロトコフ音出現タイミングの
間前記脈音収集手段で収集した脈音を有効脈音とし、有
効脈音よりコロトコフ音を検出することを特徴とするコ
ロトコフ音検出方法。
【請求項１３】脈音を収集する脈音収集手段と、心電
図信号を収集する心電図信号収集手段とを備える装置に
おけるコロトコフ音検出方法であって、前記心電図信号収集手段が収集した心電図信号に基づい
て心拍動に対応したコロトコフ音出現タイミングを予測
し、予測した一定範囲のコロトコフ音出現タイミングの
間前記脈音収集手段で収集した脈音を有効脈音とし、有
効脈音よりコロトコフ音を検出するとともに、検出の結
果コロトコフ音が検出されない前記予測した一定範囲の
前後の予測範囲でコロトコフ音が検出されている場合に
は予測領域内にコロトコフ音検出を補間することを特徴
とするコロトコフ音検出方法。
【請求項１４】前記コロトコフ音出現タイミングの予
測は、前記心電図信号収集手段で収集した心電図信号よ
り心拍動を検出し、前記脈音収集手段の収集した脈音の
強度ピーク信号を検出した１心拍動間隔時間遅延させ遅
延させた前記強度ピーク信号を基準にコロトコフ音出現
タイミングを予測することを特徴とする請求項１２また
は請求項１３のいずれかに記載のコロトコフ音検出方
法。
【請求項１５】前記コロトコフ音出現タイミングの予
測は、前記心電図信号収集手段で収集した心電図信号よ
り心拍動時間を検出し、前記脈音収集手段の収集した脈
音の強度ピーク信号を検出した１心拍動間隔時間遅延さ
せ遅延させた前記強度ピーク信号と前記脈音収集手段の
収集した次の脈音の強度ピーク信号を乗算して検出脈音
を強調してコロトコフ音出現タイミングを予測すること
を特徴とする請求項１３または請求項１４のいずれかに
記載のコロトコフ音検出方法。
【請求項１６】前記コロトコフ音出現タイミングの予
測は、前記心電図信号収集手段で収集した心電図信号よ
り心拍動を検出し、前記脈音収集手段の収集した脈音の
強度ピーク信号を検出した１心拍動時間遅延させ遅延さ
せた前記強度ピーク信号と前記脈音収集手段の収集した
次の脈音の強度ピーク信号を乗算して検出ピーク信号を
強調し、前記強調強度ピーク信号を更に１心拍動時間遅
延させて遅延させた前記強調強度ピーク信号と次の強調
強度ピーク信号とを乗算して検出脈音を強調してコロト
コフ音出現タイミングを予測することを特徴とする請求
項１３または請求項１４のいずれかに記載のコロトコフ
音検出方法。
【請求項１７】生体に装着されたカフを加圧する加圧
手段と、前記加圧手段で加圧されたカフ内圧を所定割合
で変化させるカフ内圧制御手段と、脈音を収集する脈音
収集手段と、心電図信号を収集する心電図信号収集手段
とを備える装置におけるコロトコフ音検出方法であっ
て、前記加圧手段で加圧され、前記カフ内圧制御手段で制御
されたカフ内圧を検出すると共に、前記心電図信号収集
手段が収集した心電図信号に基づいて心拍動に対応した
コロトコフ音出現タイミングを予測し、予測した一定範
囲で前記脈音検出手段の脈音検出時の前記カフ圧検出手
段の検出カフ圧の変化を監視し、変化割合が所定範囲内
の脈音を有効脈音とすることを特徴とするコロトコフ音
検出方法。
【請求項１８】更に、前記Ｋ音検出手段による検出の
結果コロトコフ音が検出されない前記予測手段で予測し
た一定範囲の前後の予測範囲でコロトコフ音が検出され
ている場合には予測領域内にコロトコフ音検出を補間す
る補間手段とを備えることを特徴とする請求項６記載の
コロトコフ音検出装置。
【請求項１９】脈音を収集する脈音収集手段と、心電
図信号を収集する心電図信号収集手段とを備える装置に
おけるコロトコフ音検出方法であって、前記心電図信号収集手段が収集した心電図信号に基づい
て心拍動に対応したコロトコフ音出現タイミングを予測
し、予測した一定範囲のコロトコフ音出現タイミングの
間前記脈音収集手段で収集した脈音を有効脈音とし、有
効脈音よりコロトコフ音を検出することを特徴とするコ
ロトコフ音検出方法。
【請求項２０】前記コロトコフ音出現タイミングの予
測は、前記心電図信号収集手段で収集した心電図信号よ
り心拍動間隔時間を検出し、前記脈音収集手段の収集し
た脈音の強度ピーク信号を検出した１心拍動間隔時間遅
延させ遅延させた前記強度ピーク信号を基準にコロトコ
フ音出現タイミングを予測することを特徴とする請求項
１９記載のコロトコフ音検出方法。
【請求項２１】前記コロトコフ音出現タイミングの予
測は、前記心電図信号収集手段で収集した心電図信号よ
り心拍動間隔時間を検出し、前記脈音収集手段の収集し
た脈音の強度ピーク信号を検出した１心拍動間隔時間遅
延させ遅延させた前記強度ピーク信号と前記脈音収集手
段の収集した次の脈音の強度ピーク信号を乗算して検出
脈音を強調してコロトコフ音出現タイミングを予測する
ことを特徴とする請求項１９載のコロトコフ音検出方
法。
【請求項２２】前記コロトコフ音出現タイミングの予
測は、前記心電図信号収集手段で収集した心電図信号よ
り心拍動間隔時間を検出し、前記脈音収集手段の収集し
た脈音の強度ピーク信号を検出した１心拍動間隔時間遅
延させ遅延させた前記強度ピーク信号と前記脈音収集手
段の収集した次の脈音の強度ピーク信号を乗算して検出
ピーク信号を強調し、前記強調強度ピーク信号を更に１
心拍動間隔時間遅延させて遅延させた前記強調強度ピー
ク信号と次の強調強度ピーク信号とを乗算して検出脈音
を強調してコロトコフ音出現タイミングを予測すること
を特徴とする請求項１９記載のコロトコフ音検出方法。