JPS5928948A - 電子血圧計 - 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】 面圧測定の最も一般的形態は血圧計として周知の圧力カ
フ手動ポンプおよび圧力記録装置を使用した間接測定で
ある。血圧計は上腕を取り囲む気圧カフと連絡されてい
る。そのカフの膨張可能な区間は小さな手動ポンプすな
わちゴム製の球体によって膨張され、そのシステムでの
圧力は、Ｉｌ！準として、機械式圧力ゲージ又はオシロ
スコープによって表示される。カフはそのカフが巻かれ
た腕の動脈における血流を止めるのに膨張されて、その
後徐々に排気される。カフ圧が減少し始めるにつれて動
脈が開き始め、その動脈を通しての血流は怨恨して、コ
ロトコフ（ｋｏｒｏｔｋｏｆｆ　）音として知られてい
る血管音を発生する。こうしｔｃ音は聴診器又はその動
脈の下流に置かれるマイクロホンによって検出される。

もしもオシロスコープが間接的血圧測定を記録し且つ表
示するための使用されるとすると、圧カドランスジュー
サは、そのカフでの圧力変化に応動してそしてオシロス
コープ上に表示されるべき代表的血圧信号を与えるため
に、そのカフとオシロスコープとの間に接続される。コ
ロトコフ音をオシロスコープに与えるにはマイクロホン
を使用しても良い。オシロスコープの垂直チャネルはマ
イクロホンにて検出されるコロトコフ音を表示でき、使
方、水平チャネルは圧カドランスジューサにて与えられ
る検出されたカフ圧を表示できる。オシロスコープの水
平軸は圧力単位において度盛りされていて、そして垂直
の情報が表われてその後消えるオシロスコープ−スクリ
ーン上での点は心臓収縮および弛緩期の血圧を示す。こ
のシステムは、コロトコフ音の存在を決定するに際し人
間の判断を排除している点において従来のカフ／聴診器
法よりも大きな精度を与える。オシロスコープ上におけ
る一層明瞭な表示は、マイクロホンとオシロスコープ垂
直チャネルとの間に広域フィルタを用いてそのマイクロ
ホンから１５０１−１ｚ以下のすべての情報を除去する
ことによって得られる、コロトコフ音情報の主周波数成
分は４．０　Ｈｚと５００１−１ｚとの間にある。

心臓弛緩期および収縮期の血圧を調べるのにコロトコフ
音を利用する血圧測定装置は従来においても周知である
。コロトコフ音を聞くことにより心臓収縮および弛緩期
の圧力値を知る方法は最大最小血圧聴診法と呼ばれてい
る。しかしながら、検出されるカフ圧が心臓収縮期又は
心臓弛緩期の血圧のいずれか、に等価であるときを決定
するには、心臓弛緩期および心臓収縮期１３− の血圧に対応するコロトコフ音が正確に検出される必要
がある。血圧カフが排気される際でのコロトコフ音は一
定のスレッショルド・レベル（ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ　１
ｅｖｅｌ　）に対して比較されて、そのカフにおける圧
力が減少する際に最初のおよび最後のコロトコフ音がい
つ検出されたかを決定する。しかしながら、時には、そ
のスレッショルド・レベルが発生される始めの幾つかの
コロトコフ音を越えて、心臓収縮圧の引続いてなされる
決定を不正確にすることがある。そのスレッショルド・
レベルは最初のコロトコフ音を越えることになるので、
その後に測定される心臓収縮期の血圧はその実際の値よ
りも低くなる。

故に、心臓収縮期の血圧測定は、カフ圧が減少してコロ
トコフ音が検出されるにつれてその動脈圧が始めにその
カフ圧を越えるときに決定されるべき実際の心臓収縮期
の血圧レベルから異なった圧力レベルにあるものとして
通報されることになる。カフがしぼむ際に検出される最
初と最後のコロトコフ音は、各音の検出と実質的１４− に同時にカフ圧にて測定されるような心臓収縮および弛
緩剤の血圧にそれぞれ相当する。

心臓収縮および弛緩剤の血圧を測定するための血圧測定
装置および技術の典型的例としては、米国特許第４，２
３８，８１０号が最も関連した従来技術と見られる。こ
の特許は動脈の収縮および弛緩期圧が自動的に測定され
る血圧システムを示しており、可変スレッショルド電圧
を発生するための手段と、動脈におけるコロトコフ音活
動を表わしているデータ信号を発生するべくそのコロト
コフ音活動を可変フレツショルド電圧と比較するための
手段とを含んでいる。上記米国特許において、スレッシ
ョルド電圧はその血圧システムの選択的動作モード（膨
張又は収縮）に依存して調整される。初期の膨張サイク
ル中、そのスレッショルド電圧はその最も高いレベルに
ある。収縮サイクル中に心臓収縮のコロトコフ音が検出
される場合、そのスレッショルド電圧は低い予め決めら
れたレベルにある。そして、排気サイクル中、心臓弛緩
のコロトコフ音が検出される場合、そのスレッショルド
電圧はその最低の予め決められたレベルにある。スレッ
ショルド電圧は抵抗回路網によって決定される。

また、米国特許第３，９０５，３５４号は、血流を止め
るのに使用される流体システムでの圧力パルスをその閉
塞点の下流で検出される音響パルスと相関させ、そして
その音響パルスと圧力との間に対応性があるときに出力
信号を発生するようにして血圧を測定する方法を記載し
ている。

心臓収縮期の圧力はその出力信号が始まる時点において
示され、そして心臓弛緩剤の圧力はその出力信号が終止
する時点において示される。

米国特許第３，９７８，８４８号は、血管信号および心
拍信号を検出し、そして平均血圧との組合せで、心臓収
縮および弛緩剤の圧力レベルを決定するためにそれらの
検出信号を比較する装置を開示している。

米国特許第３，６３３，５６８号は、カフ圧サイクル中
における心臓弛緩および収縮期の血圧をコロトコフ−イ
ンパルスの関数として表示する装置を示している。この
装置は二つの振幅信号が発生されてそして比較される二
つのインパルス形成回路を含んでいる。コロトコフ音は
、二つのインパルスを比較することによって得られる合
成信号が予め決められたスレッショルド値を越えるとき
に有効として処理される。

米国特許第３，９３０，４９４号は、検出されたコロト
コフ音をろ波しそして圧力測定を与えるためにその合成
のろ波された信号と検出されたカフ圧信号とを総合する
血圧検出装置を示している。

米国特許第４，１８０，０６１号は、血管台が心臓収縮
および弛緩剤の血圧を決定するのに使用される有効なコ
ロトコフ音を与えるためにろ波される型式の電子血圧計
を示している。

米国特許第４，１８８，９５５号は、検出されたコロト
コフ音を用いて短時間に、血圧特に心臓弛緩剤の圧力を
自動的に測定するためのプロセスおよび装置を開示して
いる。

米国特許第４，２１４，５８９号は、有効なコロトコフ
音が検出されるときに心臓収縮期又は弛緩剤１７− の血圧を測定するための間接的血圧測定装置を示してい
る。この装置は、有効なコロトコフ音を、前に検出され
たコロトコフ音の数の関数として決定している。

同様な原理を利用した更に別な血圧測定装置としては、
米国特許第３，６２３，４７６号、同第３．５５２，３
８５号、同第３，６５１，７９８号および同第３．８８
５，５５１号において開示されている。

本発明の目的は、心臓収縮および弛緩剤における正確な
血圧測定を得るための少なくとも一つの浮動スレッショ
ルドを提供するにある。

本発明の他の目的は、ノイズの関数である血圧測定を決
定するためのコロトコフ音を検出するスレッショルド・
レベルを提供するにある。

本発明の別な目的は、前に検出されたコロトコフ音の関
数である血圧測定を決定するためのコロトコフ音を検出
するスレッショルド・レベルを提供するにある。

本発明の更に別な目的は、最初の心臓収縮期の血圧およ
び第２の心臓弛緩剤の血圧を検出す１８− るためのスレッショルド信号を別々に提供するにある。

本発明の更に別な目的は、心臓収縮期の血圧を決定する
ためのスレツヨルド・レベルをノイズの関数として得る
こと、且つ心臓弛緩期の圧力を決定するための浮動スレ
ッショルドをコロトコフ音の振幅の関数として提供する
ことにある。

本発明の更に別な目的は、カフ圧が増大する際での浮動
スレッショルド・レベルを得ること、月つカフがその浮
動スレッショルド・レベルに関して検出されたコロトコ
フ音に一致して排気される際での心臓弛緩および収縮期
の面圧測定を得ることにある。

ここでは、心臓収縮および弛緩期の血圧を正確に測定す
る電子血圧計が開示される。この電子血圧計は、下部に
横たわる動脈を閉塞するのに十分な圧力を供給するため
の圧力カフと、そのカフ内における圧力を増加させるた
めのポンプと、動脈が一旦閉塞された後にそのカフにお
ける圧力を汰くための弁と、そのカフにおりる圧力を表
わす電気的信号を与える圧カドランスジューサと、動脈
において発する血管音（コロトコフ音）を検出するマイ
クロホンと、そして心臓収縮および弛緩期の血圧を表示
するためのディスプレイとを含んでなる。この血圧計は
又、その検出されたコロトコフ音をろ波しそしてろ波さ
れた入力信号の振幅の予め決められた端数である出力を
発生する電圧分割器へと瀘波された信号を与えるための
帯域フィルタを含んでいる。振幅検出器は、マイクロホ
ンによって検出された血管音の関数である浮動のスレッ
ショルド信号を自動的に発生してそして維持するために
電圧分割器からの出力を受信する。比較器はろ波された
信号を浮動のスレッショルド信号と比較し、そしてその
瀘波された信号の大ぎさがその浮動のスレッショルド信
号の大きさよりも大きい場合には常に出力信号を発生す
る。コンビｌ−夕は、カフ圧の減少開始につづいてそう
した出力信号を受け、そして第１の比較器出力伯母と、
心臓収縮期の内圧測定を表わしていると解釈される実質
的に同時に検出されるカフ圧との間に対応性を与える。

最後の比較器出力伯母は、心臓弛緩期の圧力であると解
釈されるカフ圧に相当する。心臓収縮および弛緩期の血
圧は共にそのディスプレイ上に表示される。

以下図面に示ず本発明の好適な実施例について説明する
。

まず第１図を参照するに、電子血圧計（ＥＳＭ）１０は
帯域フィルタ１２、電圧クランプ１４、電圧分割器１６
、ピーク検出器１８、比較器２０１コンデンサ２２、抵
抗器２４、スイッチ２６、デジタル・コンピュータ２８
、アナログ／デジタル変換器３０．圧カドランスジュー
サ３２およびディスプレイ３４を含んで示されている。

帯域フィルタ、電圧クランプ、電圧分割器、ピーク検出
器、比較器、スイッチ、抵抗器（使用される場合）およ
びコンデンサによって代表される電子血圧計１０の部分
はコロトコフ音（Ｋ−音）の検出を実施するに一音検出
２１− 器回路装置１１として示されている。ＥＳＭｌｏは、膨
張可能な圧力カフ３６、ポンプ３８、弁４０およびに一
音マイクロホン４２を含んでいるインタフェース１３を
通して患者に連結される。インターフェース１３はＥＳ
Ｍｌｏの一部分である。圧力カフはトランスジコーサ３
２に空気圧的に連結され、そしてマイクロホン４２は帯
域フィルタ１２に電気的に接続される。

圧力力７３６は、通常の仕方で、腕４４の上部を包囲す
る。本発明の一つの実施例においては抵抗器２４はＥＳ
Ｍ’１０から除外されているが、他の電子部品は図示の
ままである。

膨張可能な圧力力７３６は、内側に非弾力性の織布が張
られていて、第１図に示されている如（上腕の周囲に巻
かれて締められるゴム製の空気袋であるのが普通である
。カフ３６はゴム製の球体すなわち手動ポンプ３８でも
って手動的（又は自動的）に膨張されてそして度盛りさ
れている弁４０を通して排気される。弁４０はニードル
弁で良い。圧力゛カフは上腕の周囲で動２２− 脈上に置かれ、通常の場合と同様に腕の動脈を閉塞する
点までふくらまされる。その後、動脈血液は、そのカフ
における圧力が動脈性の血圧以下であるときにのみその
カフを過ぎて流れることができる。更に、カフが動脈を
部分的に閉塞する圧力にまで膨張される場合、各心臓収
縮中に小さな動脈間口を通してふき出すような騒乱が血
液内に発生する。コロトコフ音（１〈−音）と呼ばれる
この騒乱によって発生される音は、圧力カフの下方で腕
の動脈上に置かれているマイクロホン４２によって検出
される。マイクロホン４２はに一音を効果的に再生する
ように設計された圧電トランスジューサを持っている。

ＥＳＭでもって血圧測定を得るためには、腕４４の上部
の周囲に置かれた圧力カフが心室収縮期に示す動脈血圧
（即ち収縮期圧）以上の圧力へと初めに膨張されなけれ
ばならない。圧力カフが心臓収縮期の圧力よりも大きい
圧力にまで手動又は自動的に膨張されるに際し、その球
体の各ポンプ動作によって動脈を通しての血流は更に制
限されて騒乱状態になるので、Ｋ−音はマイクロホンに
よって検出される。動脈がカフの圧力により実質的に完
全に閉塞されると、１く一音はマイクロホンによって検
出されない。

ここで、カフ圧は心臓収縮期の血圧を越える。

その後、そのカフにおける圧力は弁４０を通して徐々に
減少される。カフ圧が心臓収縮期の圧力以下に落ちるや
否や、少量の血液がカフを過ぎてふき出し、Ｋ−音が再
びマイクロホンによって検出されることになる。カフが
排気し始めた後に検出される最初のに一音に相当するカ
フの圧力は、一般に、心臓収縮期の血圧であると考えら
れる。カフがしぼみ続けるとき、（＜−音はその腕の動
脈における血流が静まるまで継続する。低いカフ圧にお
いては、Ｋ−音が消えて、心臓弛緩期の圧力が得られた
ことを示す。Ｒ後に検出されるに一音は一般に心臓弛緩
期の血圧に相当する。例えば、第２ａ図において、変化
するカフ圧１００は動脈圧１０８上に重畳され、その動
脈性の圧力は心臓収縮期の圧力レベル１０７と心臓弛緩
期の圧力レベル１０９とを含んでいる。

Ｋ−音を表記することにより心臓収縮おにび弛緩期の圧
力値を位置決めする方法の原理は、一般に、最大最小血
圧聴診法と呼ばれている。

圧カドランスジューサ３２は、圧力変動を検出するのに
歪ゲージの原理を採用している抵抗トランスジューサで
ある。圧力がダイヤフラムに加わってその電気的抵抗を
変え、それにより印加された圧力に比例した電圧を発生
する。

アナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換器３０は、従来周知
の方法において、連続して時間変動するくアナログ）信
号を２進ビツトの形式におけるディスクリートな（デジ
タル）信号へと変換する。

コンピュータ２８は引続く処理のためにＡ／Ｄ変換器か
らの２進ビツトを受けるマイクロコンピュータである。

ディスプレイ３４は処理されたデジタル血圧情報をコン
ピュータ２８から受けて、その情報を従来周知の方法に
おいて表示する。この場合、表示されるべき情報は２５
− 心臓収縮および弛緩期の血圧である。

約５の先鋭度Ｑを持つ帯域フィルタ１２は、約１００Ｈ
ｚ　、の中心周波数ｆＯを持つ成る帯域の周波数を通過
させるために設けられている。その先鋭度Ｑは帯域フィ
ルタの速度である。中心周波数および先鋭度を知ること
によって、その通過周波数の帯域幅はその中心周波数の
いずれかの側での２分の１電力点間として示される。

電力クランプ１４は、それに与えられる信号の電圧レベ
ルを予め決められた範囲すなわち基準レベルにクランプ
する。この実施例において、このクランプ回路は帯域フ
ィルタと適合した周波数応答を持たなければならない。

゛ 電圧分割器１６は、そこに印加される電圧が各抵抗器を
横切った電圧の和に等しくなるような少なくとも二つの
抵抗器を含んでいる。各抵抗器の大きさを調整すること
により、各々を横切る電圧が変えられるが、すべての抵
抗器を横切る電圧の和はその分割器に印加される電圧に
実質的に等しい。従って、等しい値の抵抗器を２６− 用いると、各々を横切る電圧は等しくなる。電圧分割器
は、出力として、その印加電圧の零から最大までの何等
かの電圧を得るのに有用である。この実施例において、
等しい大きさの二つの抵抗器は、いずれかの抵抗器を横
切った電圧がその分割器に印加される電圧の半分になる
ような電圧分割器を形成する。この分割器は、その分割
器を形成する抵抗器の値の関数として所望の大きさにお
いて印加電圧を分割するのに使用される。

ピーク検出器すなわち振幅検出器１８は時間変動する電
圧の最も新しい最大値を検出する。

ピーク検出器すなわち振幅検出器は従来技術においても
周知のもので、演算振幅器を含んでいる。この検出器は
理想ダイオードのように動作するが、コンデンサ２２の
付加によりそのピーク検出器にて検出されるピーク入力
電圧レベルに等しい直流電圧を蓄えることができる。一
般に、ピーク検出器に対する入力信号が上昇し始めるに
つれて、その演算増幅器はダイオードを駆動し、そして
その検出器出力はその上昇する信号の勾配を追従するこ
とになる。入力信号がピークに到りそしてその勾配を逆
転すると、そのコンデンサはその入力信号によって得ら
れたピーク値に等価な電荷を維持する。コンデンサ上の
電荷は接地へと直に放電されるか、又は放電抵抗器２４
を通して接地へと放電される。コンデンサ２２を横切っ
ての電圧上昇率は、検出器における演算増幅器の最大短
絡電流か又はその演算増幅器のスリュー・レート（ｓｌ
ｅｗｉｎｇｒａｔｅ）か、そのいずれか小さい方の関数
である。

演算増幅器は静電容量性負荷による不安定性によってあ
まり左右されないことが望ましい。コンデンサは低漏洩
および誘電吸収を持つ型式のものが良い。

放電スイッチ２６はトランジスタ（通常オフ）であるか
、或いは従来においても周知で、スイッチング中に接点
はね返りを呈さないアナログすなわちパイラテラル伝達
ゲートが使用される。

比較器すなわち電圧比較検出器２０は二つの入力電位の
相対的状態についての表示を与える。

この実施例では演算増幅器である比較器は、一つの入力
ポート（非反転入力）６２へと印加される可変電圧が他
の入力ポート（反転入力）６３に与えられる基準電圧レ
ベルに到る時点を決定する。この構成では、その基準信
号がその可変人力信号よりも大きい限り、その比較器の
出力はその演算増幅器の負の最大電圧レベル（又は零ボ
ルト）に保・持されることになる。基準電圧が小さな値
（０，１ｍＶ）でもその可変人力電圧より低いならば、
その比較器の出力は演算増幅器の正の最大出力レベルへ
と揺動する。

一つの状態から仙の状態へと比較器出力を変えるに要す
る電圧差は、その増幅器がオープン・ループであるため
に、極めて小さい。標準として、共通モード入力範囲す
なわち電圧揺動は±１０Ｖである。比較器としては、オ
ープン・ループを動作させるバイアス電流の低い低−オ
フセット−電圧演算増幅器であるのが好ましい。

ここでは、演算増幅器の安定化として通常与え２９− られる位相／周波数補償を行なっていない。一般に、フ
ィードバック回路における補償素子は比較器の応答時間
を緩慢にする。比較器の入力インピーダンスは高く、特
に、電圧分割器１６および抵抗器２４（使用された場合
）よりも大きくなければならない。演算増幅器への流入
電流はないので、入力ポートロ２および６３に印加され
る電圧は正確となる。

圧カドランスジューサ３２は空気ライン５０によって圧
力カフ３６に接続されている。

Ａ／Ｄ変換器３０にライン５２によって圧カドランスジ
ューサ３２に電気的に連結されている。

Ａ／Ｄ変換器３０はカフ３６における時間に対する圧力
変化を代表しているライン５２上での時間変動する電気
的アナログ信号を受信する。

カフ圧は圧カドランスジューサ３２によって検出され１
．そしてライン５２を経て伝達される時間変動する電気
的信号に変換される。コンピュータ２８はライン５４を
経てＡ／Ｄ変換器３０から２進ビツトを受けて、そのプ
ログラムに従３０− つで処理する。コンピュータ・プログラムはその２進ビ
ツトをカフ圧のディスクリートな値として解釈して、そ
れを回復可能な順序においてコンピュータ・メモリーに
蓄積する。

第１の実施例において、帯域フィルタ１２はライン５６
に沿ってマイクロホン４２によって再生されたに一音を
受ける。この実施例において、フィルタは約１００）（
ｚの中心周波数に同調されそして約５の先鋭ＩＱを持っ
ている。マイクロホンの共振周波数は帯域フィルタの特
性に合わせて１０００Ｈｚ以上であることが必要である
。

フィルタは、第２ｂ図に関連して後で詳述される如く、
浮動スレッショルド・レベルを作り出して心臓収縮およ
び弛緩期の血圧についての正確な測定を得るために、カ
フ膨張ノイズ（ＩＮ＞を通過させるべく設計されている
。カフ膨張ノイズは、Ｅ　Ｓ　Ｍ並びに圧力カフが膨張
されつつある際に検出されるに一音に本来的なノイズを
含んでいる。電圧クランプ１４は、フィルタ１２によっ
て通過された周波数を含み浮動するスレッショルド・レ
ベルを決定するために使用される信号を帯域フィルタ１
２からライン５８を経て受信する。故に、その電圧クラ
ンプ１４は帯域フィルタと適合した周波数応答を持たな
ければならない。予め決められた電圧範囲内にある電圧
クランプによって与えられる出力信号はライン６０を経
て比較器２０の入カポ−１−６２に与えられる。電圧分
割器１Ｇは又、ライン６７１を経て電圧クランプ１４か
らの出力電圧信号を受信する。電圧分割器１Ｇの抵抗器
１６Ｒおよび１５Ｒは等しい値であるので、ライン６６
を経てピーク検出器１日に与えられる電圧信号の大きさ
は、ライン６０からライン６４を経て電圧分割器へと与
えられる電圧信号の大きさの半分である。ピーク検出器
１８は、カフ膨張中に電圧クランプ１４からライン６０
に沿って与えられる膨張ノイズ信号の最大ピーク電流振
幅の大きさの半分にまでライン６８に沿ってコンデンサ
２２を放電させる。コンデンサを横切った電圧はライン
７０に沿って比較器２０の基準電Ｈ：入シカポートロに
印加されるスレッショルド電圧である。コンデンサの電
圧は各引続き検出される大きな膨張ノイズ信号の大きさ
に比例して変化する。コンデンサ２２を横切った電圧の
値は比較器２０に印加されるスレッショルド電圧となり
、その電圧に対してはライン６０に沿って与えられる可
変信号が比較される。

ピーク検出器１８によってコンデンサ２２に与えられる
スレッショルド電圧は引続いて大きな゛膨張ノイズ信号
が検出されるにつれて増大するので、そのスレッショル
ド電圧レベルは動脈が閉塞されるまで変わり続けること
になる。従って、そのスレッショルド・レベルは、圧力
カフが膨張されつつある間食わるので゛浮動″スレッシ
ョルド・レベルと考えられる。第２ｄ図はライン６０上
で伝達される膨張ノイズ信号１１７を示し、そこからは
浮動するスレッショルド・レベル１１Ｇがコンデンサ２
２を横切って変化する電圧レベルとして与えられる。検
出される最後の一番大きな膨張ノイズ信号の関数として
得３３− られる最後のスレッショルド電圧レベル１１８は心臓収
縮および弛緩期の血圧を決定するのに引続き使用される
。

スレッショルド・レベルは、カフ膨張中に変わることが
あるとしても、ＥＳＭ動作（膨張又は収縮）のモードに
よっては変わらない。第１図の回路に与えられるスレッ
ショルド電圧は、運転モードの関数としてではなく実質
的に音レベルの関数として変動する。更に、スレッショ
ルド電圧レベルは抵抗器回路網により厳密に決定されず
しかも心臓収縮および弛緩期のに一音が検出されるとき
に異なる予め決められたレベルに到ることもない。この
発明において、スレッショルド電圧はＥＳＭの動作中で
のいかなる電圧レベルにも到達でき、そして特定の数値
のディスクリートな電圧レベルに対して予め決められた
形で拘束されていない。

放電スイッチ２６は制御ライン７２によってコンピュー
タ２８に電気的に接続されている。

コンピュータ２８からライン７２上に与えられ３４− る制御信号の範囲はそのスイッチの電源限界を越えるこ
とができない。カフ膨張に先立って、］コンビコータ８
は、コンデンサ２２がスイッチ２６を通して接地へとラ
イン７４に沿って放電できるように、スイッチ２６を閉
じるべくライン７２上に論理レベル１を伝達する。カフ
の膨張開始直前ではスイッチ２６が閉じられているので
、ライン７０に沿って比較器２０に与えられるスレッシ
ョルドｔなわち基準電圧はほぼ零である。スイッチは閉
じられているけれども、第２ｆ図に示されているような
スプリアス信号１１４が比較器によりライン７８に沿っ
てコンピュータ２８に与えられる。コンビコータ２８に
おけるプログラムは、圧力カフの膨張開始直前にイのス
イッチが閉じられる間、そうしたスプリアス信号を無関
係にする。コンピュータが例えば４０トール（ｔｏｒｒ
）の予め決められたカフ圧レベルを表わしている符号化
された２進ビツトをＡ　、／　Ｄ変換器３０からライン
５４を経て受ける場合、コンピュータは、ライン７４と
接地との間に間ループを与えるようにスイッチ２６を開
く論理レベルゼロ（０）をライン７２上に与える。コン
ピュータは、スイッチが開くとそのスイッチが高い抵抗
と等価になるので負荷の影響を受けない。この時点にお
いて、コンデンサ２２はライン６８上に与えられるピー
ク検出器１８の出力電圧の関数として放電し始める。

具体的には、コンデンサは最も大ぎくて最も新しく検出
された膨張ノイズ電圧ピークの半分にまで放電される。

コンデンサは、ライン６０上に与えられる膨張ノイズ信
号（ＩＮ）のより大ぎい振幅が検出されるたびにその電
荷を増大する。動脈が閉塞されると、それ以上大ぎなノ
イズ信号は検出されないので、そのコンデンサを横切っ
たスレッショルド電圧１１８は、カフが排気される間又
は心臓収縮および弛緩期の圧力測定が得られるまでその
ままに相持されることになる。

動脈が閉塞されるときにそのコンデンサを横切って維持
される電圧はスレッショルドすなわち基準電圧であり、
それに対しては、カフ排気中に検出される第２ｂ図およ
び第２ｄ図に示されているようなに一音１１５が比較さ
れる。その比較は比較器２０において行なわれ、そして
に−音はライン６０を経て比較器２０の可変信号入力ポ
ートロ２へと与えられる。コンデンサ２２が放電される
最終のスレッショルドすなわちＭＹレベル１１８はライ
ン７０を経て比較器の基準信号入力ポートロ３へと与え
られる。スレッショルドの電圧レベルはカフを膨張させ
るに要する期間を通して一定ではないので、そのスレッ
ショルド電圧は、動脈が閉鎖されるとき、そのＲ終しベ
ルと浮動するものとして特徴づけられている。マイクロ
ホン４２にて検出され、ライン６０に沿って比較器２０
へと伝達され、しかもコンデンサ２２からライン７０に
沿って比較器２０に与えられる最終のスレッショルド・
レベルを越える最初のに一音は、比較器からライン７８
に沿ったコンピュータ２８への出力パルス１２０（第２
ｆ図）を発生する。コンビュー３フー ータは、最初のに一音が圧力カフの膨張中に検出された
ことを示すパルス１２０を受けると同時に、最初のに一
音が検出された時点でのカフ圧を表わしている２進ビツ
トをライン５４に沿って受信する。その後、コンピュー
タはこのカフ圧のデジタル表示をライン８０を経てディ
スプレイ３４に伝達する。圧カドランスジューサ３２か
ら得られ、そして最初のに一音がカフの排気開始に続い
て聞かれる時点にコンピュータ２８によって複合される
圧力は、第２ａ図において示されている如く心臓収縮期
の血圧（Ｓ）を表わし、そしてディスプレイ３４上に表
示される。スレッショルド・レベルを越える最後のに一
音１１９が検出されるときに得られるカフ圧も、第２ａ
図において示されている如き心臓弛緩期の血圧（Ｄ）と
してディスプレイ３４上に表示される。スレッショルド
・レベルを越えない最後のに一音につづくすべてのに一
音は不適合として扱われ、コンビコータによって無視さ
れる。コンピュータは、最後のに一音１１９が検３８− 出されるときに比較器２０から受けるパルス１２１と、
実質的に同時にトランスジューサ３２によって検出され
たカフ圧のレベルとの間での対応性を与え、そのカフ圧
を心臓弛緩期の血圧として解釈してディスプレイ３４上
に表示する。

（叙」：の第１の実施例において、抵抗器２４は使用さ
れていない。） ６１ａ図〜第２ｆ図には、コンビコータが心臓収縮およ
び弛緩期の圧力についての適切な表示を与えるために検
出されたに一音測定と検出されたカフ圧測定との間に対
応性を与えるＥＳＭの動作が示されている。第２ａ図は
動脈圧１０８上に重畳されたカフ圧１００での変化を示
している。その最も高い点１０７において、動脈圧１０
８は心臓収縮期の圧力を表わし、その最も低い点１０９
において、その動脈圧は心臓弛緩期の圧力を表わしてい
る。球体３８が押しつぶされるたびにカフ圧が増大する
（１０２）ので、カフ圧が供給される時点での動脈を通
した血流は、全動脈圧１０８が実質的に一定に止どまっ
ていてさえ減少する。カフ圧は動脈が完全に閉塞するま
で増加する。血圧が閉塞された動脈のためにそこを通し
て流れない場合、カフ圧１０４は心臓弛緩期の圧力（Ｓ
）よりも犬ぎくなる。カフ圧が減少する（１０Ｇ）につ
れて、血圧は動脈を通して再び流れ始める。カフが排気
するにつれて検出される最初のに一音１１５は、そのカ
フでの圧力が動脈圧のピークすなわち心臓収縮期の圧力
レベル以下に始めに下がる時点に相当する。

第２１）図はライン５８を経て伝達されるノイズおよび
に一音を示し、第２ｄ図はライン６０を経て伝達される
ノイズおよび１く一音を示している。カフ圧が減少する
につれて検出される最初のに一音に相当する１〜ランス
ジコーサ３２によって検出されるカフ圧は、コンビコー
タ２８により心臓収縮の血圧と解釈され、ディスプレイ
３４上に表示される。最後に検出されるに一音に相当す
るカフ圧は心臓弛緩期の血圧を表わし、これもまた表示
される。スレッショルド・レベル１１８を越えた振幅を
持っに一音のみがコンピュータ２８に対する入力パルス
１２２を発生する、心臓収縮および弛緩期の圧力の決定
において使用される浮動するスレッショルド・レベル（
ま、圧）ｊカフが排気されつつある場合に検出される１
（−音１２４と相関するライン５６上に与えられる膨張
ノイズ信＠（ＩＮ）の関数として自動的（こ愕られる。

具体的には、圧力ポンプすなわち球体３８が圧縮されて
カフにおける圧力が増加されるたびに、そのカフが排気
される際に発生されるに一音に比例した膨張ノイズが発
生される。第２ｄ図には、スレッショルド・レベルを得
るのに使用されるノイズ（ＩＮ＞および入力として比較
器２０に与えられるに一音１２４が示されている。ノイ
ズはカフ圧が減少する際に発生されるに一音を含むべく
マイクロホン４２への入力にないマイクロホン４２の出
力の成分である。ノイズはマイクロホンの動作に付帯す
る本来的特性であるが、更に別なカフ膨張を与えるため
に球体３８が圧縮されるたびに強調される。Ｋ−音がノ
イズを抑制する度合は信号対ノ４１− イズ比によって測定される。本発明の各実施例では、Ｋ
−音がノイズの２倍しかないときでさえ、正確な心臓収
縮および弛緩期の圧力が測定される。青票ノイズ（ＢＮ
）は一般に膨張ノイズよりも小さい。

圧力カフは膨張されるので、スレッショルド電圧レベル
を表わしているコンデンサ２２を横切った電圧は、カフ
における圧力が動脈圧を越えるまで振幅検出器１８によ
って検出される１く一音を含むべく最も大きな膨張ノイ
ズ信号のピーク振幅の半分である大きさへと増大する。

浮動するスレッショルド電圧の大きさは電圧分割器１６
およびピーク検出器１８によって制御される。

初めに、カフ圧の増大に先立って、コンピュータはスイ
ッチ２６をライン７４と接地との間で閉じるための制御
信号をライン７２上に与えるので、コンデンサ２２を横
切るスレッショルド電圧はほぼ零に保たれる。この時間
中、比較器２０はスプリアスパルス１１４をライン７８
に−４２＝ 沿ってコンビコータ２８へと与えるが、そのパルスはコ
ンピュータによって無視される。カフ圧が増加し始めて
約４０トール（ｔｏｒｒ）に到達すると、コンピュータ
はスイッチ２６を聞くための制御信号をライン７２に沿
って送るので、コンデンサ２２はもはやライン７４およ
びスイッチ２６を通して接地へと放電されない。第２Ｃ
図には、圧力カフが予め決められた圧力レベルに到る前
にスイッチ２６を開成状態に保ち、その後血圧測定が成
されるまでスイッチ２６を開成状態に保つためのうイン
７２上に与えられる信号が示されている。コンビコータ
は、スイッチ２６を開成状態に保つための゛オン゛′信
号１１０と、そしてスイッチ２６を開成させるための“
オフ信＠１１２とを与える。コンデンサ２２は、スイッ
チ２６が間かれた瞬間から、ピーク検出器１８を通して
、第２ｄ図において示されている如くライン６０上に与
えられている最も大きな膨張ノイズ信号の大きさの半分
まで充電される。浮動するスレッショルド信号は電位レ
ベル１１６として示されている水平ラインである。コン
デンサは、最後の最も大きな膨張ノイズ信号（Ｋ−音を
含むべく）が生ずるまで、前述の理由のために充電し続
けることになる。

これは、カフ圧が減少する際にそのコンデンサを横切っ
て維持されるであろうスレッショルド・レベル電圧とな
る。カフ膨張中に得られる変化（浮動）するスレッショ
ルド・レベル１１６は第２ｅ図に一層明瞭に示されてい
る。最後のスレッショルド・レベル１１８を表わしてい
るコンデンサ２２を横切っての最終電圧はライン７０を
経て比較器２０の基準入力ポートロ３に与えられる。こ
れは基準信号であって、それに対しては、引続＜　Ｋ　
−音１２４が比較される。第２ｄ図に示されているよう
な引続くに一層はライン６０に沿って比較器２０の入力
ポートロ２に与えられる。Ｋ−音が比較器２０での基準
とされたスレッショルド電圧レベルを越える場合には常
に、第２ｆ図に示されている如き出力パルス１２２がラ
イン７８上に与えられ、そしてコンビコータ２８へと伝
達されてそこで解読される。

実質的に同時に、トランスジユーザ３２によって検出さ
れ更にコンピュータ２８に伝達され、カフの排気開始後
において最初に検出される１〈−音１１５に相当するカ
フ圧は、コンピュータにより、心臓収縮期の血圧と認定
されてそしてライン８０に沿ってディスプレイ３４に与
えられる。カフ圧が減少し続けるにつれて、別のに一音
検出器回路装冒１１にｊ：って検出されることになり、
第２ｆ図において示されている如き比較器出力パルス１
２２がライン７８に沿ってコンビコータへと与えられる
ように、比較器２０によって決定される如きスレッショ
ルド電圧レベルを越えることが見られる。しかしながら
、スレッショルド電圧レベル１１８を越える最後のに一
層１１９は、コンピュータによって心臓弛緩期の血圧と
解釈され且つライン８０に沿ってディスプレイ３４へと
与えられるトランスジユーザ３２によって検出されるカ
フ圧に相当する。これは、動脈がもはや閉塞されないの
で更に別な４５− 血圧怨恨の発生しない点である。

第５図には第１の実施例のコンピュータ・プログラミン
グ・ステップを記述するフロー・チャートが示されてい
る。第６図のステップに共通な第５図でのステップは第
５図に対して記述されたのを参照されたい。

第５図および第６図において、ステップ２００では、Ｅ
ＳＭがスイッチ・オンされて校正が開始する。ステップ
２０２ではスイッチ２６が開成（ＯＮ）され、ステップ
２０４ではポンプ３８がカフ３６を膨張させ始める。ポ
ンプは、ステップ２０Ｇにおいてそのカフ圧が４０トー
ル（ｔｏｒｒ）を越すまでカフ３６を膨張させ続ける。

その後、スイッチ２６はステップ２０８において開成（
ＯＦＦ）される。第２Ｃ図には、スイッチをＯＮおよび
ＯＦＦするためのそのスイッチに与えられる制御信号が
示されている。ポンプは、カフ圧がステップ２１２にお
いて１４０トール（ｔｏｒｒ）を越すまで、ステップ２
１０においてカフをふくらませ続ける。ポンプ動作はス
テップ２１４にお４６− いて中断され、そのカフにおける圧力はステップ２１６
において圧力トランスジコーサ３２を介して検出される
。もしもカフ圧がステップ２１８において予め決められ
た量だけ降下しないかに一音がステップ２２０において
検出されるとすると、ポンプを用いて再びステップ２１
０で開始してカフをふくらませる。逆に、もしもに−音
が検出されなかったとすると、カフ圧は、それが予め決
められた量だけ減少しに一音がステップ２２２において
検出されるまで低下し続ける。その後プログラムは、ス
テップ２２４において、比較器２０によって与えられる
出力信号に応動して、比較器出力信号１２０と実質的に
同時に検出されるカフ圧との間、並びに比較器出力信号
１２１と実質的に同時に検出されるカフ圧との間に対応
性を与える。Ｋ−音と検出されたカフ圧との間での第１
の対応性は心臓収縮期の血圧測定を与え、そして最後に
検出されたに一音とカフ圧との間での第２の対応性は心
臓弛緩期の血圧測定を与える。心臓収縮および弛緩期の
血圧は共に、−Ｂ得られると、ステップ２２６において
ディスプレイ上に表示される。当業者において、コンビ
コータ・プログラムの構成は、第５図に示されているフ
ロー・チャートから容易に実施例 上記本発明の第１の実施例では、カフの排気中に検出さ
れるに一音がカフ膨張中に発生されるノイズよりも大き
いときに、スレッショルド・レベルが如何にして得られ
るかを説明した。

膨張ノイズは心臓収縮および弛緩期の血圧を測定するた
めのスレッショルド・レベルを樹立させるもとであった
。第３ａ図〜第３ｆ図を参照して以下に説明する本発明
の第２の実施例は、カフ膨張中における膨張ノイズ信号
が一般にカフ排気中に検出されるに一音の大きさよりも
大きい振幅を持つときでの心臓収縮および弛緩期の血圧
測定を可能とするものである。第２の実施例では、コン
デンサ２２上での電荷をからにするときに緩慢な崩壊応
答を与えるために、抵抗器２４が使用されている。第２
図の実施例において、最大の膨張ノイズ伯母の振幅の半
分であるスレッショルド電圧１１８ａは、少なくとも最
初のに一音１１５ａの振幅が第３ｄ図において示されて
いる如くこのスレッショルド・レベルを越えないために
、カフ排気中に検出されるに一音に対する基準として使
用出来ない。心臓収縮期の圧力はその実際の値よりも低
いものとして不正確に決定されることになる。この電位
問題を克服づ−るために、ＥＳＭｌｏには放電抵抗器２
４が採用されて、最初のに一音１１５ａの振幅が最も大
きい膨張ノイズ信号１１７ｂよりも小さい場合に、その
カフ圧を減少させる前に得られたスレッショルド・レベ
ルが心臓収縮期の血圧を決めるのに使用できるようにコ
ンデンサ２２の放電を遅らせている。この第２の実施例
に対して、心臓収縮期の血圧を決定するために得られる
スレッショルド・レベルはカフ膨張中に発生される膨張
ノイズおよび抵抗器／コンデンサの時定数の関数であり
、そして心臓弛緩期の血圧を決定するために得られるス
レッショルド・レベル４９− はカフ排気中に検出されるに一音の最大振幅の関数であ
る。二つのスレッショルド・レベルは別々に得られ、一
つは心臓収縮期の血圧を決定するためのものであり、他
の一つは心臓弛緩期の血圧を決定するためのものである
。コンデンサ２２は、カフが排気し始めるまでコンピュ
ータがスイッチ２６がライン７４と接地との間で閉じた
ままに保持すので、カフ圧が減少し始めるまで抵抗器２
４を通して放電される。コンデンサ２２は、抵抗器２４
およびコンデンサ２２の値によって決まる時間において
放電する。故に、引続く大きな膨張ノイズ信号間におけ
るスレッショルド・レベルは、第１の実施例において記
述された如く最も新しく検出された最大ノイズ信号の振
幅の約２分の１に等しくない。抵抗器／コンデンサの組
合せはコンデンサを接地に対してゆっくりと放電させる
ので、カフ膨張中に最初のに一音が検出される前におけ
る変化するスレッショルド・レベルは、その膨張ノイズ
信号内での最も新しく検出された最も大きい５０− に−音の振幅の半分よりも小さいことになる。

第２ａ図おＪ：び第２１）図に関しての記載は、第３１
１図におけるに一音１２４ａの振幅が第２１）図におけ
るＪ：りも小さいことを除いて、第３ａ図おＪ：び第３
１）図にも適用できる。第３Ｃ図にはカフ排気が（ＩＦ
５まるまでスイッチ２６を開成状態に保つためのうイン
７２に沿ってコンピュータ２８によって与えられる信号
１１０ａが示されている。信号１１２ａはスイッチ２６
を開成する。第３ｄ図には、膨張ノイズ信＠１１７ａと
、ライン６０を経て比較器２０に与えられる第２ｄ図の
場合と同様のに一音１２４ａとが示されているが、この
実施例においては、コンデンサは瞬間的に充電され、そ
して崩壊ライン１３０にて示される如く抵抗器２４を通
してゆっくりと放電する。

第３ｄ図において、１３２で得られる５ンデンサを横切
ってのスレッショルド電圧は、カフ膨張中に検出される
最も大ぎな影響ノイズ信号の振幅、カフがしぼみ始める
どきにスイッチ２６を開くに必要とする時間および抵抗
器２４とコンデンサ２２とによって与えられる時定数に
依存する。時定数は、スイッチ２６がコンピュータ２８
よって開かれる時間（すなわち第３ｄ図での点１３２）
において最も大ぎい検出された膨張ノイズ信号の振幅の
約３分の１であるスレッショルド電圧レベルに対しては
約４秒であるように実験的に決められた。

スイッチ２６が聞く点１３２（第３ｄ図）から、ＥＳＭ
ｌｏは前記第１の実施例の場合と実質的に同様に動作す
る。動脈が閉塞される時でのコンデンサ２２を横切った
電圧は十分に低いスレッショルド・レベルに維持される
ので、膨張ノイズ信号よりも低い振幅を持つ最初のに一
音１１５ａは比較器２０によって検出される。最初のに
一音１１５ａに対応ぜる検出されたカフ圧は心臓収縮期
の血圧としてディスプレイ３４上に表示される。ここで
、コンデンサ２２を横切ったスレッショルド電圧は、各
引続く大きなに一音と共に浮動し始める。これについて
は、第１の実施例において説明した通りである。スレッ
ショルド・レベル１３４を越えた最後に検出されるに一
音１１９ａはトランスジコーサ３２にＪ二って実質的に
同時に検出されるカフ圧に相当し、それは心臓弛緩期の
血圧と解釈され且つ表示される。

第３ｄ図での点１３２から、スイッチ２６が開かれてコ
ンデンサ２２がピーク検出器１８によって充電される。

仮にコンデンサ２２を横切った電圧がカフ膨張の終了時
の最も大きな膨張ノイズ信号の振幅の約３０％程度にな
った場合でも、スレッショルド・レベルはカフ排気中に
検出される最も大きなに一音の振幅の半分にまで実際に
上昇することができる。このことはスレッショルド・レ
ベル１３４によって示されている。カフがしぼむ際に検
出される最も大きなに一音の振幅の約半分に相当するス
レッショルド・レベルは心臓弛緩期の血圧を決定するの
に使用され、他方、最も大きい検出された膨張ノイズ信
号の振幅の約３０％に相当するスレッショルド・レベル
は心臓収縮期の血圧を決定するために使用される。コン
ピュータは、心臓収縮および弛緩５３− 期の血圧を決定するために、カフがしぼむ際に浮動する
スレッショルド・レベルを越えるときに検出されるに一
音と、ぞして特に、最初と最後の１〈−音ど実質的に同
時に検出されるカフ圧との間に対応性を与える。

第３ｅ図において示されている如く、コンデンサ２２を
横切ったスレッショルド電圧は、心臓弛緩期の血圧レベ
ルを決定する目的で、その検出されるに一音の関数とし
てその最大レベルへと上昇する。第２の実施例において
、抵抗器２４は第１の実施例の場合よりもはるかにゆっ
くりとコンデンサ２２を放電させるので、ライン７０に
沿って比較器２０へと印加されるスレッショルド電圧は
、カフ膨張中に検出された最も大きな膨張ノイズ信号の
振幅の約３０％であって、これは心臓収縮期の血圧レベ
ルを決定するために使用される。ライン７８上における
比較器出力信号１２２ａは、各検出されたに一音が第３
ｆ図に示されている如くそのスレッショルド電圧を越え
る際に与えられる。

５４− 第６図には第２の実施例についてのコンピュータ・プロ
グラミング・ステップを記述したフロー・チャートが示
されている。第６図に示されているステップは以下に記
載する相違点を除いて第５図の場合〈第１の実施例〉と
同じである。第２の実施例に対１ノで、スイッチ２６は
カフ圧がステップ２１２において　１４０トール（ｔｏ
ｒｒ）を越えた後に開成（ターン・オフ）するので、第
５図のステップ２０６．２０８および２１０は第６図に
おいては排除されている。スイッチ２６は、カフが−Ｂ
しぼみ初めてぞのカフ圧がステップ２５０で決められて
いる予め決められた量すなわ１う５トール（ｔｏｒｒ）
だけ低下するまでステップ２５１において開成（ターン
・オフ）しない。その後、もしもそのカフ圧がステップ
２１８において更に別な予め決められた吊すなわち１７
トール（ｔｏｒｒ）だけ低下せず、Ｋ−音がステップ２
５２において検出されるならば、スイッチが閉成（ター
ン・オン）され、ポンプが再びステップ２０２において
圧力カフをふくらませるのに使用される。心臓収縮およ
び弛緩期の血圧値は、実質的に同時に検出されるカフ圧
と一致した比較器２０からの出力信号に基づいて第５図
に関して記載したのと実質的に同様にして得られ且つ表
示される。再度指摘するに、当業者においては、そのプ
ログラムの構成は第６図に与えられているフロー・チャ
ートから容易に実施できよう。

各実施例において、ライン７８上でのパルス間の時間期
間は、コンピュータがそれらを別々なパルスとして認識
するのを可能ならしめるために、２００ｍ５よりも大ぎ
くなければならない。

何となれば、コンピュータは、それらの間の時間期間が
２００ｍ５以下である連続せるパルス群については単一
パルスとして取扱うからである。

本発明のＥＳＭ即ち電子血圧計は、そこで用いられるス
レッショルド・レベルを、膨張ノイズと、そしてに−音
がその膨張ノイズよりも振幅において大きいか又はその
逆であるかに依存したに一音に基づいて厳密に設定する
。

Ｋ−音がそのノイズを支配する度合は信号対ノイズ比に
よって測定される。各実施例において、Ｋ−音がそのノ
イズの２倍でしかない場合も、正確な心臓収縮および弛
緩期の圧力測定が達成される。背景ノイズ（ＢＮ）は一
般にその膨張ノイズよりも小さい。

本発明の実施例では、血圧カフを自動的にふくらませた
り、しぼませたりするための制御手段を示していないが
、かかる制御手段は従来からも周知のものである。更に
、第１の実施例、特に第２ｄ図において示されている如
く、カフ膨張中におけるスレッショルド電圧レベル１１
６は、膨張ノイズ信号１１７の関数として変化し続け、
そしてカフ排気中でのスレッショルド電位は一定の基準
レベル１１Ｂに止どまり、心臓収縮および弛緩期の血圧
決定はその基準レベルに基づいて成される。第２の実施
例において、特に第３ｄ図に示されている如く、カフ膨
張中における実質的に指数関数的に崩壊するスレッショ
ルド電圧レベル１３０は、その変化を膨張ノイズ５７− 信号１１７ａの関数として保つ。指数関数的崩壊は第１
図において示されている放電抵抗器２４によって得られ
る。カフ排気中、膨張ノイズの関数として得られる最後
に崩壊されるスレッショルド・レベルは一定に維持され
、心臓収縮期の血圧を決定するために使用される。その
後、そのスレッショルド・レベルは、第１の実施例にお
けるカフ膨張中の場合と実質的に同様にに一音の関数と
して変化することになる。第１の実施例は、放電抵抗器
２４を除く第１図の回路からなっている。

これらの二つの実施例は、心臓収縮および弛緩期の血圧
を測定するためのデジタル電子血圧計を開示している。

しかしながら、コンピュータ２８、スイッチ２６および
Ａ／Ｄ変換器３０を除いて、第４図に示されている如く
放電抵抗器２４を接地へと接続することにより、心臓収
縮および弛緩期の血圧測定を可能とするアナログ血圧計
９が達成される。この第３の実施例において、抵抗器／
コンデンサによる時定数は、５８− カフ膨張の終りとカフ排気の始まりとの間に十分大ぎい
時間間隔を雛持できるように十分に大きくなければなら
ない。この時間間隔は１５秒又はそれ以上であることが
望ましい。

圧力カフがカフ排気の測定位相中での心臓収縮および弛
緩期の血圧を引続いて決定するためにふくらませられる
間では浮動するスレッショルド・レベルが得られるので
、Ｋ−音は以上の実施例を用いることで正確に検出され
る。第１のスレッシ３ルド・レベルは心臓収縮期の血圧
を決定づるために膨張ノイズに基づいて得られ、そして
、もしもその膨張ノイズがカフ膨張中に検出された引続
くに一音よりも大きいとすると、第２のスレッショルド
・レベルは、心臓弛緩期の血圧を決定するためにカフ排
気中に検出される１〈−音に基づいて独立に得られる。

さもなければ、第１のスレッショルド・レベルは心臓弛
緩期の面圧を決定するために使用される。カフ膨張中に
おける膨張ノイズレベルとカフ排気中におけるに一音レ
ベルとの間には直接的相関があるので、浮動するスレッ
ショルド電位レベルの獲１ｑが可能である。従って、腕
寸法、動脈直径および弾性、マイクロホンの品質および
カフが衣服の上から設置されるときでのに一音の強さに
おける位置又は変動のように誤った面圧測定の原因とな
る問題は、検出されるに一音がカフ排気中にそれと比較
されるスレッショルド・レベルがカフ膨張中に達成され
るので、すべて実質的に解決される。以上の問題は、そ
こでのスレッショルド・レベルがそうした問題の存在に
無関係に正確な測定を与えるべく浮動するので、そのカ
フが排気されつつあるときでの血圧測定位相が生ずる前
に解消されることになる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、放電抵抗器を採用した実施例とこれを採用し
ない実施例とを示した本発明による電子血圧計のブロッ
ク図。 第２ａ図および第３ａ図は、動脈での血圧に重畳された
第１図に与えられているノＪフでの圧力変化を図式的に
示している図。 第２ｂ図および第３　ｂ図は、第１図の面圧計に本来的
に付帯する音信号を図式的に示している図。 第２Ｇ図および第３Ｃ図は、第１図に示されているスイ
ッチを開閉するためにコンピュータによって与えられる
制御信号を図式的に示している図。 第２ｄ図および第３ｄ図は、第２ｂ図および第３　ｂ図
のクランプされたノイズ信号を浮動するスレッショルド
信号レベルを伴って図式的に示している図。 第２ｅ図および第３ｅ図は、第２ｄ図および第３ｄ図の
ノイズ信号上に重畳される浮動するスレッショルド信号
レベルのみを図式的に示している図。 第２ｆ図および第３ｆ図は、第１図での比較器によって
与えられる出力信号を図式的に示している図。 第４図はアナログ電子血圧計のブロック図であり、 ６１− 第５図および第６図は、第１図の実施例によるシーケン
スを記述した論理フロー・チャートである。 １０・・・電子血圧計（ＥＳＭ）　、１１・・・Ｋ−音
検出回路、１２・・・帯域フィルタ、１３・・・インタ
フェース、１４・・・電圧クランプ、１６・・・電圧分
割器、８・・・ピーク検出器、２０・・・比較器、２２
・・・コンデンサ、２４・・・抵抗器、２６・・・スイ
ッチ、２８・・・デジタル・コンビコータ、３０・・・
アナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換器、３２・・・圧カ
ドランスジューサ、３６・・・圧力カフ、３８・・・ポ
ンプ、４０・・・弁、４２・・・マイクロホン、４４・
・・腕。 特許出願人　　　タイメックス　メディカルプロダクツ
　コーポレーション 代　　理　　人　　　　　　　尾　　股　　行　　雄６
２−

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、動脈を閉塞するのに十分な圧力を適用するためのカ
   フ手段と、前記カフ手段における圧力を増加させるため
   のポンプ手段と、前記動脈の閉塞に引続いて前記カフ手
   段における圧力を減少させるための弁手段と、前記カフ
   手段における圧力に対応せる圧力信号を与えるためのト
   ランスジューサ手段と、前記動脈において発する血管音
   を表わしている電子信号を検出し且つ与えるためのマイ
   クロホン手段と、更に測定された血圧を表示するための
   ディスプレイ手段とを有し、心臓収縮および弛緩剤の血
   圧を正確に測定するための電子血圧計において、 ａ）血管音を表わしている前記電子信号に応動して予め
   決められた帯域の周波数を持つろ波された信号を発生す
   るためのフィルタ手段と： ｂ）前記ろ波された信号に応動してそのろ波された信号
   の振幅の予め決められた端数である振幅を持つ分割され
   た信号を発生するための分割器手段と； Ｃ）前記分割された信号に応動して浮動するスレッショ
   ルド信号を自動的に発生するための振幅検出器手段と； ｄ）前記ろ波された信号および前記浮動するスレッショ
   ルド信号に応動して、前記ろ波された信号の大きさが前
   記浮動するスレッショルド信号の大きさと予め決められ
   た関係にあるたびに合成信号を発生するための比較器手
   段と； ｅ）前記カフ手段における圧力の減少開始に続いて発生
   される第１の合成信号と、前記第１の合成信号が発生さ
   れたのと実質的に同時に前記トランスジューサ手段にて
   検出される対応せる第１のカフ圧力とに応動して前記対
   応せる第１のカフ圧力に等しい心臓収縮期の血圧を前記
   ディスプレイ手段に与え、そして前記第１の合成信号の
   後に発生される最後の合成信号と前記最後の合成信号が
   発生されたのと実質的に同時に前記トランスジューサ手
   段にて検出される対応ぜる第２のカフ圧力とに応動して
   前記対応せる第２のカフ圧力に等しい心臓弛緩期の血圧
   を前記ディスプレイ手段に与えるためのコンピュータ手
   段と、 から成ることを特徴とする電子血圧計。 ２、前記ろ波された信号は電気的ノイズを含んでいる特
   許請求の範囲第１項に記載の電子血圧計。 ３、前記電気的ノイズは血管音により発生される電気的
   信号を含んでいる特許請求の範囲第２項記載の電子血圧
   計。 ４、前記浮動するスレッショルド信号は、実質的に前記
   電気的ノイズの関数として発生される第１のスレッショ
   ルド・レベルと、実質的に血管音にて作り出される信号
   の関数として発生される第２の独立せるスレッショルド
   ・レベルとを含んでいる特許請求の範囲第３項に記載の
   電子血圧計。 ５、前記フィルタ手段は帯域フィルタを含んでいる特許
   請求の範囲第１項に記載の電子血圧計。 ６、前記帯域フィルタは約１００１−１ｚの中心周波数
   を有している特許請求の範囲第５項に記載の電子血圧計
   。 ７、前記帯域フィルタは約５の先鋭度Ｑを有している特
   許請求の範囲第６項に記載の電子血圧計。 ８、前記振幅検出器は前記コンビコータによって制御さ
   れるスイッチング手段を含み、前記第１および第２の浮
   動するスレッショルド・レベルを与えるようにした特許
   請求の範囲第４項に記載の電子血圧計。 ９、前記第１のスレッショルド・レベルは前記心臓収縮
   期の血圧測定を与える特許請求の範囲第８項に記載の電
   子血圧計。 １０、前記第２のスレッショルド・レベルは前記心臓弛
   緩期の血圧測定を与える特許請求の範囲第８項に記載の
   電子血圧計。 １１、少なくとも前記第１のスレッショルド・レベルは
   、前記カフ手段での圧力が前記動脈の閉塞前に増大する
   ときに発生される特許請求の範囲第８項に記載の電子血
   圧計。 １２、浮動するスレッショルド・レベルはコンデンサに
   よって維持される特許請求の範囲第８項に記載の電子血
   圧計。 １３、抵抗器は、該抵抗器および前記コンデンサの関数
   である割合において前記コンデンサを放電させるために
   設けられている特許請求の範囲第１２項に記載の電子血
   圧計。 １４、前記第１のスレッショルド・レベルは、前記比較
   器における前記ろ波された信号と比較されて前記第１の
   合成信号を前記コンピュータに与えるようにした特許請
   求の範囲第８項に記載の電子血圧計。 １５、前記第２のスレッショルド・レベルは、前５− 記比較器における前記ろ波された信号と比較されて前記
   最後の合成信号を前記コンピュータに与えるようにした
   特許請求の範囲第８項に記載の電子血圧計。 １６、動脈を閉塞するのに十分な圧力を適用するための
   カフ手段と、前記カフ手段における圧力を増加させるた
   めのポンプ手段と、前記動脈の閉塞に引続いて前記カフ
   における圧力を減少させるための弁手段と、前記カフ手
   段における圧力に対応せる圧力信号を与えるためのトラ
   ンスジューサ手段と、前記動脈において発する血管音を
   表わしている電子信号を検出し、そして与えるためのマ
   イクロホン手段と、前記血圧測定を表示するためのディ
   スプレイ手段と、血管音を表わしている前記電子信号に
   応動して予め決められた帯域の周波数を持つろ波された
   信号を発生するためのフィルタ手段と、前記ろ波された
   信号に応動して該ろ波された信号の振幅の予め決められ
   た端数である振幅を持つ分割された信号を発生ず−〇− るための分割器手段と、そして］ンビュータ手段とを有
   し、心臓収縮および弛緩期の血圧を正確に測定するため
   の電子血圧計において、ａ）前記分割された信号に応動
   して浮動するスレッショルド信号を自動的に発生するた
   めの振幅検出器手段と、 ｂ〉前記ろ波された信号および前記浮動するスレッショ
   ルド信号に応動して、前記ろ波された信号の大きさが前
   記浮動するスレッショルド信号の大きさと予め決められ
   た関係にあるたびに合成信号を発生ずるための比較器手
   段とを有し、 前記コンピュータ手段は、前記カフ手段における圧力の
   減少開始に続いて発生される第１の合成信号と、前記第
   １の合成信号が発生されたのと実質的に同時に前記トラ
   ンスジューサ手段にて検出された対応ぜる第１のカフ圧
   力とに応動じて前記対応せる第１のカフ圧力に等しい心
   臓収縮期の面圧測定を前記ディスプレイ手段に与え、更
   に前記第１の合成信号後に発生される最後の合成信号と
   、前記最後の合成信号が発生されたのと実質的に同時に
   前記１ヘランスジユ一サ手段にて検出された対応せる第
   ２のカフ手段とに応動して前記対応せる第２のカフ圧力
   に等しい心臓弛緩期の血圧測定を前記ディスプレイ手段
   に与えることを特徴とする改良された電子血圧計。 １７、動脈を閉塞するのに十分な圧力を適用するための
   カフ手段と、前記カフ手段における圧力を増加するため
   のポンプ手段と、前記動脈の閉塞に引続いて前記カフ手
   段における圧力を減少させるための弁手段と、前記カフ
   手段における圧力に対応する圧力信号を与えるためのト
   ランスジユーザ手段と、前記動脈において発生する血管
   音を表わしている電子信号を検出し、そして与えるため
   のマイクロホン手段と、前記血圧測定を表示するための
   ディスプレイ手段と、血管音を表わしている前記電子信
   号に応動して予め決められた帯域の周波数を持つろ波さ
   れた信号を発生するためのフィルタ手段と、前記Ｐ波さ
   れた信号に応動して前記ろ波された信号の振幅の予め決
   められた端数である振幅を持つ分割された信号を発生す
   るための分割器手段と、更にコンピュータ手段とを含み
   、面圧を正確に測定するための電子血圧計において、 ａ）前記分割された信号に応動して、浮動するスレッシ
   ョルド信号を自動的に発生するための振幅検出器手段と
   、 １）〉前記ろ波された信号と前記浮動するスレッショル
   ド信号とに応動して、前記ろ波された信号の大きさが前
   記浮動するスレッショルド信号の大きさと予め決められ
   た関係にあるたびに合成信号を発生するための比較器手
   段とを有し、 前記コンピュータ手段は、前記合成信号が発生されたの
   と実質的に同時に前記トランスジューサ手段にて検出さ
   れるカフ圧力に対応せる前記合成信号の少なくとも１つ
   に応動して、前記対応せるカフ圧力に等しい少なくとも
   １９一 つの血圧測定を前記ディスプレイ手段に与えることを特
   徴とする改良された電子血圧計。 １８、前記コンビコータ手段は、前記心臓弛緩期の血圧
   と前記心臓収縮期の血圧とを、前記ディスプレイに連続
   的に与える特許請求の範囲第１６項に記載の電子血圧計
   。 １９、前記コンピュータ手段は、前記心臓弛緩期の血圧
   と前記心臓収縮期の血圧とを、前記ディスプレイに実質
   的に同時に与える特許請求の範囲第１６項に記載の電子
   血圧計。 ２０、前記合成信号は前記カフ手段における圧力の減少
   開始に引続いて発生される特許請求の範囲第１７項に記
   載の電子血圧計。 ２１、前記ポンプ手段は自動的に動作される特許請求の
   範囲第１項、第１６項又は第１７項に記載の電子血圧計
   。 ２２、前記ポンプ手段は手動により動作される特許請求
   の範囲第１項、第１６項又は第１７項に記載の電子血圧
   計。 ２３、前記弁手段は前記カフ手段における圧力を１０− 異なる速度において減少させる特許請求の範囲第１項、
   第１６項又は第１７項に記載の電子血圧計。 ２４、前記血圧測定は心臓弛緩期の血圧である特許請求
   の範囲第１７項に記載の電子血圧計。 ２５、前記面圧測定は心臓収縮期の血圧である特許請求
   の範囲第１７項に記載の電子血圧計。 ２６、前記血圧測定は心臓収縮および心臓弛緩期の血圧
   を含んでいる特許請求の範囲第１７項に記載の電子血圧
   計。