JPS60100941A - 電子血圧計の脈フイルタ - 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】 本発明は電子血圧計の脈フィルタに関し、更に詳しくは
低電圧駆動での脈フィルタに関するものである。

電子血圧計は水銀式血圧計と異り、小型かつ軽量であっ
て普及率は増大の傾向を示している。従来の電子血圧計
は商用電源を用いたり或いは乾電池駆動の場合でも多数
の電池を直列接続して用いるか、昇圧回路にて電圧を上
げて用いていた。その理由は、低い電池電圧の１までは
、信号成分に対して電源の余裕が少なく無理が生じるた
めである。そのため、電池の数１回路構成等からの大き
さの制約があり、更に小型化されるための障害であった
。また、昇圧方式では、その変換効率が１００チではな
いために電池の消費電力が増大し、寿命の点では不利で
あった。

本発明の目的は、低電圧駆動においても十分に機能しう
る脈フィルタを提供し、低電圧駆動での障害の一つを除
いて電池電圧で駆動する電子血圧計を提供することにあ
る。

以下添付の図面に従って詳細に説明する。

第１図は一般的な電子血圧計の構成を示した図であり、
第２図は測定原理を示した図である。上腕に巻かれたカ
フ５を最高血圧値以上に加圧し、徐々に減圧する。減圧
の過程で動脈においてコロトコフ音（以下に音と略す）
が発生する。さらに減圧するとやがてに音は消滅する。

この発生、消滅のときの圧力値をそれぞれ最高血圧、最
低血圧という。Ｋ音はに音マイク１により拾われ、増幅
器２．フィルタ３ｖＬより識別され、比較器４により　
パルスとして泡り出される。、一方カフ５の圧力は圧力
センサ６により電圧に変換されて、増幅器７により増幅
された後、ＡＤ変換器８を経て演算回路１１に読み込ま
れる。カフ５の圧力１−ｊＫ音発生中を含む範囲におい
て脈動により僅かながら変動し、この変動分を脈フィル
タ９により識別増幅し、比較器１０により参照パルスと
して取り出す。

Ｋ音は雑音などに弱いため、この参照パルスを用いてに
音の有無の判定を行う方が血圧測定の信頼性が向上する
。演算回路１１ｉｌ″Ｉ各種の処理を行い、最高血圧値
。最低血圧値を決定し、表示器１２に表示する。

第３図は従来の脈フィルタと比較器の例を示した図であ
り、第４図に脈フィルタの出力波形である。脈フィルタ
に抵抗Ｒ１，２、コンデンサ１゜２より構成されている
良く知られた帯域通過フィルタであって、中心周波数（
ｄ１０Ｈ２，Ｌｌ下の低周波である。入力の脈波成分ハ
極めて小さいため、増幅する必要があり、帯域通過フィ
ルタに使用してちる抵抗比Ｒ２／Ｒ１を大きくしである
っこの帯域通過フィルタは反転タイプなので、出力波形
は入力と逆相になる。第４図（ａ）はカフ圧を排気して
いない状態の出力波形である。脈波（ｑｏｖ付近より立
ち下り、やがてまたＯＶ付近に落ち着く。

（ｂ）Ｕ実際の測定での波形を示している。測定中にカ
フ５は排気され続け、脈フィルタに加えられる電圧は減
少し続ける。このためにコンデンサＣ１に充′１電流が
流れ、抵抗Ｒ２に電圧降下を発生する。従って直流的に
変動し次段の比較器１０との間に直流阻止のためコンデ
ンサＣ５を入れなければならない。この回路を低電圧で
駆動させた場合について説明する。低電圧とは具体的に
３ｖや１．５ｖ等の電池電圧を想定している。低電圧で
は単に電源電圧が低いというだけでなく、信号との相対
的大きさが問題となってくる。信号波形そのものに雑音
等の問題のため大きい程有利である。

第４図（ａ）の排気していない状態で電源電圧範囲±Ｖ
を狭くする。波形はクリップされるが次段の比較器１０
の判定レベルの範囲外であれば問題はない。一方（ｂ）
の通常の測定時では脈波のない通常の状態でクリップさ
れてしまう。この状態ではコンデンサ０１Ｖｃ［電位差
が生じていて、電荷が蓄積されている。脈が入ってきて
もこの電荷が打ち消されるまでは出力は飽和したままで
あって、パルスの遅れを生じ、甚しい時には何も出力さ
れなくなってしまう。

第５図は本発明の実施例を示した図であり、第６図は脈
フィルタの出力波形′である。抵抗Ｒ４゜５、コンデン
サ０５．６、及び演算増幅器１３は二次の非反転型帯域
通過フィルタとして動作する。

演算増幅器１３の非反転端子側には、抵抗Ｒ５゜コンデ
ンサ０よりなる一次の受動高域通過フィルタ１４が入っ
ている。脈フィルタ全体では非反転型帯域通過フィルタ
となっている。第６図（ａ）に示したように、排気して
いない状態での波形は第４図（ａ）と極性が異なるのみ
である。（ｋ＋）　５− に実際の測定状態での波形を示す。排気に伴って脈フィ
ルタには減少し続ける信号電圧が加えられる。コンデン
サＣ４には充電電流が流ｎ続け、抵抗Ｒ３＃Ｌ（ｄ電圧
降下が生じる。第３図の抵抗Ｒ２は利得を得なければな
らないため高抵抗が使用されているが、第５図の抵抗Ｒ
３の抵抗直に低くできるため、発生する電圧降下に小さ
い。この直流分は１倍で出力されるが、脈波に比較し小
さいため、直流値は殆んど問題にならない。よって次段
の比較器５と直接接続できる。今、電源電圧を低くした
時を考える。波形は次第にクリップされてしまうが、次
段の判定レベルの範囲外であれば問題とならず、雑音の
影＃を小さくするため、低電圧駆動でも信号の相対的大
きさを大きくして、クリップさせた状態で脈に同期した
パルスを得る方法を用いることができる。

以上述べた様に、本発明によって低電圧駆動に適した脈
フィルタが与えられた。これは低い電池電圧をそのまま
電子血圧計の電源とする上での大きな障害を除いたこと
を意味する。本発明によつ　６− て磁子血圧計は更に小型、＠量化され、手＠に持ち運べ
ることによって多くの人々が健康管理を効果的に行うこ
とができる。また、昇圧回路が不必要となるためにコス
ト的にも効果が大きい。

【図面の簡単な説明】

第１図は一般的な電子血圧計の構成図、第２図に測定原
理を示した図、第６図は従来の脈フィルタと比較器の例
を示した図、第４図はその出力波形図、第５図は本発明
の実施例を示した図、第６図はその出力波形を示した図
である。 １・・・・・・コロトコフ音マイク ２．７・・・・・・増幅器　３・・・・・・フィルタ４
．１０・・・・・・比較器　５・・・・・・カフ６・・
・・・・圧力センサ　８・・・・・・ＡＤ変換器９・・
・・・・脈フィルタ　１１・・・・・・演算回路１２・
・・・・・表示器　１５・・・・・・演算増幅器１４・
・・・・・受動高域通過フィルタＲ１〜５・・・・・・
抵抗　０１〜６・・・コンデンサ１５・・・・・・比較
器 ４綜７−

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 電子血圧計の脈フィルタにおいて、受動高域通過フィル
   タと能動帯域通過フィルタを備え、前記能動帯域通過フ
   ィルタは一つの演算増幅器と複数の抵抗及びコンデンサ
   によりｔ域通過フィルタとして構成され、圧力センサか
   らの脈成分を含む信号電圧は前記受動高域通過フィルタ
   の入力端子に加えられることを特徴とする、電子血圧計
   の脈フィルタ。