JPS61113430A - デジタル血圧計 - 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】 ［発明の技術分野］ 本発明は非観血式のデジタル血圧計に関し、特にカフに
加えた圧力を徐々に減少させる際、血管径の伸縮運動に
よりカフ内に発現し消滅する脈圧振動を圧力センサによ
り検出し、これを基に被験者の血圧を判定するデジタル
血圧計に関するものである。

［従来技術及びその問題点］ 従来より、非観血式のデジタル血圧計ではコロトコフ音
の自動認識によるものが一般的である。

ところで、この種の装置ではコロトコフ音の発現、消滅
を人によらないで認識する必要があるが、その音量は非
常に微弱であるために、カフ圧を制御する際、あるいは
被験者が腕を動かしたときに生じるマイクと皮膚との摩
擦雑音による影響を受けやすく、血圧測定を困難なもの
にしていた。また、かかる雑音による影響を除去するた
めコロトコフ音によらないで、カフに加えた圧力を徐々
に減少させる際に、血管径の伸縮運動によりカフ内に発
現し消滅する脈圧振動を圧力センサ等により検出し、該
検出した脈圧撮動信号の振幅をプロットした振幅軌跡曲
線に基づいて血圧判定をするところの、所謂オシロメト
リック法なる血圧測定が試みられている。

この従来のオシロメトリック法においては、圧力センサ
として半導体ひずみゲージ彫工カドランスジューサを用
いていたが、半導体圧カドランスジューサを用いると検
出出力が微弱であるため、必ずアナログ前置増幅手段を
必要とする上、上述の如く微弱な検出出力中の更に微弱
な脈圧成分を血圧決定要素としているため、一度増幅し
た検出出力中の脈圧成分（ＡＣ成分）のみを分離して後
、これをもう一度増幅する必要があった。このように、
従来は２度のアナログ増幅を行うため、どうしてもノイ
ズの影響が大きくなり、かつ装置も高価なものとなって
いた。

また、検出信号から血圧を判定する段では、１チツプＣ
ＰＵ等を応用したデジタル情報処理が格段に高い信頼性
の血圧判定を可能にしていることは周知のところである
。故に、従来の装置ではこのアナログ系とデジタル系の
回路素子を混在させて血圧計を構成しなければならない
から、しばしば両系統の信号レベルを変換するために余
分な回路素子を必要としたり、、このために高価な演算
増幅器を用いたＡ／Ｄ変換器を使用したり、更にはば微
弱なアナ。グ系、デジタ２．系。信号力、ライ　　　　
歌゛ズとして混入して血圧の測定誤りを引き起したり、
これを防ぐため２重にして設けた電源系統がさりに複雑
化したり、結果として装置が大型化、複雑化する等の種
々の欠点を有していた。

更にまた、オシロメトリック法による血圧測定では振幅
軌跡曲線のカーブを分析して最高血圧と最低血圧を判定
をすることから、膨大な量の脈圧振動信号データを必要
とする。従ってこれをデジタル情報処理手段で行なうと
きはメモリに相当量のデータを記憶させなくてはならな
いから、従来の装置は大型化し、高価なものであった。

［発明の目的コ 本発明は上述した従来技術の欠点に鑑みて成されたもの
であって、その目的とする所は、血圧判定のためのカフ
圧の微小変動に良く追従し、かつカフ圧の微小変動を高
解像度、高サンプリング密度で検出できる廉価なデジタ
ル血圧計を提供することにある。

また本発明の他の目的は、装置よりノイズに影響されや
すい微少アナログ部分を一切排除し、好ましくは主要部
の全体が１チツプのデジタルＬＳＩで構成されるような
デジタル血圧計を提供することにある。

また本発明の他の目的は、小容量のメモリでもオシロメ
トリック法による血圧測定を可能にすることにより、小
型で軽量なデジタル血圧計を提供することにある。

また本発明の他の目的は、カフ圧の微小変動をさらに高
いサンプリング密度で検出できる廉価なデジタル血圧計
を提供することにある。

［発明の概要］ 本発明のデジタル血圧計は、上記目的を達成するため、
脈圧振動を含むカフ圧をパイプを介して圧力センサに供
給するための腕帯と、カフ圧を電気パラメータに変換す
るための前記圧力センサにして、カフ圧変動によって変
位するダイヤフラムと、該ダイヤフラムと連動して容量
を変化させる可変容量コンデンサとを含むものと、前記
圧力センサの容量変化に従って発振周波数を変化させる
発振手段と、所定時間幅に前記発振手段出力のパルス信
号を計数する計数手段と、前記計数手段出力の各計数値
からなる一連のデータに基づいて血圧判定を行うデジタ
ル情報処理手段にして、カフ圧の減圧速度に比例しない
データによって最高血圧及び最低血圧を検出・判定する
ものと、前記デジタル情報処理手段の判定出力に基づき
少なくとも最高血圧及び最低血圧を表示する表示手段と
を］ 備えることをその概要とする。

また好ましくは、前記デジタル情報処理手段は、カフ圧
の減圧速度に比例しないデータを抽出するデータ抽出手
段にして、一連のデータがカフ圧の減圧速度に比例する
内容を示すところから比例しない内容を示すところへ変
化するときに一連の脈圧信号データの抽出を開始し、か
つ前記一連のデータが再びカフ圧の減圧速度に比例する
内容を示すときに前記脈圧信号データの抽出を停止する
ものを備えることをその一態様とする。

また好ましくは、前記デジタル情報処理手段（よ、カフ
圧の減圧速度に比例しないデータを記憶するデータ記憶
手段にして、脈圧信号データからカフ圧の減圧速度に比
例する値を差し引いた脈圧信号データの信号振幅が増加
を示す間は、最新の脈圧信号データの信号振幅に応じて
決定される値！１ よりも小さい信号振幅を有する過去の脈圧信号データを
記憶から消去するものを備えることをその一態様とする
。

また好ましくは、前記デジタル情報処理手段は、カフ圧
の減圧速度に比例しないデータを記憶するデータ記憶手
段にして、脈圧信号データからカブ圧の減圧速度に比例
する値を差し引いた脈圧信号データの信号振幅が増加の
後に減少を示す間は、過去の脈圧信号データの最大の信
号振幅に応じて決定される値よりも小さい信号振幅を有
する最新の脈圧信号データを記憶しないものを備えるこ
とをその一態様とする。

また好ましくは、前記デジタル情報処理手段は、カフ圧
の減圧速度に比例しないデータを抽出するデータ抽出手
段にして、一連のデータからカフ圧の減圧速度に比例す
る値を差し引いた脈圧信号データのうち信号振幅に相当
するデータを抽出するものを備えることをその一態様と
する。

また本発明のデジタル血圧計は、上記目的を達成するた
め、脈圧振動を含むカフ圧をパイプを介して圧力センサ
に供給するための腕帯と、カフ圧を電気パラメータに変
換するための前記圧力センサにしで、カフ圧変動によっ
て変位するダイヤフラムと、該ダイヤフラムと連動して
容量を変化させる可変容量コンデンサとを含むものと、
前記圧力センサの容量変化に従って発振周波数を変化さ
せる発振手段と、所定周波数の基準クロック信号を発生
する基準クロック発生手段と、前記発振手段出力の発振
周期を前記基準クロック信号で計数する計数手段と、前
記計数手段出力の各計数値からなる一連のデータに基づ
いて血圧判定を行うデジタル情報処理手段にして、カフ
圧の減圧速度に比例しないデータによって最高血圧及び
最低血圧を検出・判定するものと、前記デジタル情報処
理手段の判定出力に基づき少なくとも最高血圧及び最低
血圧を表示する表示手段とを備えることをその概要とす
る。

［発明の実施例］ 以下、添付図面に従って本発明に好適なる一実施例を詳
細に説明する。

第１図は本発明に係る一実施例のデジタル血圧計を示す
ブロック構成図である０図において、１は腕−１１Ｆ（
図示せず）のカフ圧を検出してこれをデジタル信号に変
換する計測部、２は計測部１出力のデジタル信号を所定
のアルゴリズムに従って処理しこれを基に被験者の最高
血圧と最低血圧を判定するデータ処理部、３はデータ処
理部２が判定した最高血圧値と最低血圧値を表示する表
示部、畢 ４は被験者に測定終了等を知らせるためのブザーである
。

計測部１は腕帯よりパイプで導いたカフ圧を人力とし、
脈圧振動を含む該カフ圧を直接電気的信号に変換する圧
カドランスデューサ５と、圧カドランスデューサ５の出
力信号に応じた周波数で発振する発掘器６と、発振器６
の発振周波数を計数する周波数カウンタ７から成ってい
る。

データ処理部２はプログラムを内蔵したＲＯＭと、デー
タ処理に必要なＲＡＭと、処理データ入出力のためのＰ
ＩＯ−等と共に、１チツプ内に納められたセントラルブ
ロセッシングユニット（ｃＰＵ）から成り、該データ処
理部２のブロック中には前記プログラムの実行により実
現されるＣＰＵの各種機能ブロックが示されている。こ
れらの機能ブロックについて簡単に説明すると、８は計
測部； 部１出力のデジタル信号を所定の間隔でサンプリング入
力するデータ入力部、９は該サンプリング入力データの
うち血圧判定に有用な脈圧振動部分のデータを抽出する
データ抽出部、１０は脈圧振動計測及びそれに基づくデ
ータ処理に必要な時間情報を発生する時間発生部、１１
はデータ抽出部９からの血圧判定に有用な脈圧振動デー
タを記憶するメモリ、１２は容量に限りあるメモリ１１
を有効に使用するため、脈圧振動計測の進行に伴って注
目するデータの範囲を移動させるウィンドウ制御部、１
３はウィンドウ内にある脈圧振動データの各ピーク値が
描く軌跡を解析して被験者の最高血圧と最低血圧を判定
する血圧判定部である。

さて、実施例の計測部１には電気的取扱いの容易性、発
振器６に高周波、高安定の発振特性が得やすいこと、並
びにコスト等を考慮してキャパシタンス膨圧カドランス
デューサが用いられる。第２図（Ａ）は計測部１にキャ
パシタンス膨圧カドランスデューサを用いた具体例１′
を示す図である。図において、腕帯よりパイプで導かれ
たカフ圧の変動は圧カドランスデューサ５′のダイヤフ
ラムＤに変位を与え、この変位に連動するコンデンサＣ
はカフ圧が増すと容量が減少しカフ圧が減少すると容量
が増すように働く。このようにダイアフラムＤの変位に
よって容量が変化する（可変容量）：ＰンデンサＣは、
カフ圧変動に対する応答性が良く、かつ金属板で安価に
形成できる上、発振周波数の変化幅を充分に広くするこ
とができ、また、発振周波数を高くして高サンプリング
密度を得ることが容易である。このようなコンデンサ容
量を周波数の決定要素とするパルス発振器６′はライン
１０１を介して与えられる所定時間巾のタイミングゲー
ト信号ＴＧがＯＮの間に前記容量に逆比例する周波数で
発振する。あるいは後述する第２図（Ｄ　’）のように
常時発振させておいてもよい。いずれにしてもこのよう
な発振器６′はデジタルインバータ回路を含む極めて簡
単な構成で実現できる。周波数カウンタ７′はタイミン
グゲート信号ＴＧがＯＮの間にパルス発振器６′出力の
発振クロック信号ＣＬＫを計数し、タイミングゲート信
号ＴＧがＯＦＦにされるとその時点のカウント値Ｐをホ
ールドし、ライン７１に出力する。

第２図（Ｂ）は計測部１′の上述した動作を示すタイミ
ングチャートである。図のようにカフ圧が減少から増加
に転じると発振クロック信号ＣＬＫの周波数もこれに比
例して減少から増加に転じ１　　　　るようになってい
る。タイミングゲート信号ＴＧは時間発生部１０から例
えば５ｍｓの周期で出力され、周波数カウンタ７′はタ
イミングゲート信号ＴＧがＯＮである間に発振クロック
信号ＣＬＫのパルス数をカウントし、結果として各ゲー
トタイミングにカフ圧に応じたカウント値２１及びＰ２
を計数し、ライン７１に出力する。本実施例装置は、例
えばカフ圧が１００．ＯｍｍＨｇのときにカウント値が
１０００．カフ圧が１０１．４ｍｍＨｇのときにカウン
ト値が１０１４になるよう構成されており、該カウント
値の１０の位より上がそのまま表示部３に表示される。

第２図（Ｃ）は計測部１の他の実施例１″を示す図であ
る。同図（Ａ）と同等の構成については同一の番号を付
して説明を省略する。図において、パルス発振器６″は
ダイアフラムＤの変位に！″ 連動するコンデンサＣの容量に逆比例する周波数で常に
発振している。一方、周期カウンタ７″には時間発生部
１０よりライン１０１及び１０３を介してタイミングゲ
ート信号ＴＧと高周波基本クロック信号ＳＣＫが与えら
れる。周期カウンタ７″は、タイミングゲート信号ＴＧ
がＯＮの間にパルス発振器６″出力の発振クロック信号
ＣＬＫの立ち上りから立ち上りまでの基本クロック信号
ＳＣＫを計数し、タイミングゲート信号ＴＧがＯＦＦさ
れるまでに何回か計数した周期のカウント値Ｐ′をその
都度ホールドし、ライン７１に出力する。第２図（Ｄ）
は計測部１″の上述した動作を示すタイミングチャート
である。図のようにカフ圧が減少から増加に転じると発
振クロック信号ＣＬ、にの周波数もこれに比例して減少
から増加に転じるようになっている。この場合のタイミ
ングゲート信号ＴＧは時間発生部１０から例えば２ｍ、
ｓの周期で出力され、周期カウンタ７″は各タイミング
ゲート信号ＴＧがＯＮの間に発振クロック信号ＣＬＫの
立ち上りから立ち上りまでの基本クロック信号ＳＣＫを
計数し、結果として各ゲートタイミングにカフ圧に逆比
例するようなカウント値Ｐ五’、　　ｐ２　’、−・・
を計数し、ライン７１に出力する。データ入力部８は各
ゲートタイミングに受は取ったこれらカウント値ｐ、’
、ｐ２　’。

・・・の平均をとり、更にその逆数をとってデータ抽出
部９に与える。この方法による利益は、例えば発振クロ
ック信号ＣＬＫに高い周波数が望めないような場合でも
充分な密度でカフ圧をサンプリングできることである。

以上の構成において、以下にその動作を説明する。第３
図は腕帯に加えたカフ圧と血圧との関係を示す図である
。一般に行なわれているように、上腕にカフを巻き１５
０〜２００ｍｍＨｇまでカフ圧を上昇させた後徐々にそ
の圧力を減じると、血管の脈圧運動と加えたカフ圧との
関係からカフ内に発現し消滅する脈圧振動は、被験者の
最高血圧付近でその振幅が急に増大し最低血圧付近で振
幅の減少が急にゆるやかになる性質がある。本実施例に
よれば第２図（Ａ）の計測部１′はこの脈圧振動を直接
電気信号に変換してカフ圧に比例するカウント値Ｐを得
るのであるから、各サンプリングデータＰを時間軸にそ
ってプロットした波形は、第３図に示す如く一定の割合
で減じられるカフ圧に対し発現し消滅する脈圧振動が重
畳された形のカフ圧検出信号Ｖになる。

実施例のデータ処理部２はこのカフ圧検出信号■を解析
して被験者の最高血圧と最低血圧を判定鮎 するものであり、所謂オシロメトリック法とも言われる
。以下この動作を第１図に従って説明すると、先ず計測
部１より出力されるカウント値Ｐはデータ入力部８にサ
ンプリング入力され、データ抽出部９に送られる。デー
タ抽出部９は入力データの中から血圧判定に有用な脈圧
振動部分のデータを抽出する部分であってその具体的方
法は第４図に示されている。一般に腕帯に加えられたカ
フ圧は２〜４　ｍ　ｍ　Ｈｇ　／　ｓ　ｅ　ｃの速度で
減圧されるから脈圧振動が無い部分のカフ圧検出信号Ｖ
はこの減圧速度に比例した一定の下降特性を示す。即ち
１．ある時刻を交でサンプリングしたカウント値をＰＩ
とし次の時刻ｔｍでサンプリングしたカウント値をＰｍ
とすると所定のサンプリング間隔（５ｍＳ）におけるＰ
′ｉとＰｍの差はほぼ一定の範囲内にあるはずである。

データ抽出部９はこの部分のデータが後に行なう血圧判
定に必要ないこ　　　　０とからその差が一定の範囲内
にあるものは除去する。図の例でいうと、データ抽出部
９はデータＰｉとＰｍの大きさを比較判定した後にデー
タＰＭを除去する。データＰｉに先行する同様のサンプ
リングデータ群についても同じである。

しかし装置使用上の便宜からすると、特に１５０〜２’
　ＯＯ’　ｍ　ｍ　Ｈｇまでカフ圧を上昇させた後徐々
にその圧力を減じる計測開始点までの間は、被験者が表
示部３を介してカフ圧の変化を読み取れることが望まし
い。よってこの区間のサンプリングデータについては適
当な間隔で抽出され、ウィンドウ制御部１２及び血圧判
定部１３を介して表示部３に送られ、表示される。

さて、データ抽出部９は次□の時刻ｔｎにおいてサンプ
リングデータＰｎを受は取る。そしてこのデータＰｎと
Ｐｍの大きさを比較することによりカフ圧検出信号■が
前記一定の下降特性から脱し、上昇に転じたことを知る
。勿論、上述した処理はいくつかの連続したサンプリン
グデータＰｉ、Ｐｍ、Ｐｎ、・・・をプロットしておき
、その傾きの変化をたどるようにして判断をすれば更に
精度のよい検出が得られ”ることは明らかである。

この点については以下も同様である。データ抽出部９は
これを脈圧振動の開始点と判断しウィンドウ制御部１２
を介してサンプリングデータＰｍをメモリ１１のバッフ
ァエリアに一時記憶させる。

引き続き脈圧振動部分に現れる各サンプリングデータの
大きさは、該データＰｍに始まって所定勾配範囲内の上
昇を示し、頂点に達した後下降に転じ、更に所定勾配範
囲内の下降を示した後サンプリングデータｐｔに達する
。データ抽出部９は上述した部分のデータの変化を調べ
ながらこれらをメモリ１１のバッファエリアに記憶させ
る。次の時点でサンプリングデータＰｕを受は取る。そ
してデータｐｔとＰｕを比較することによりこれがカフ
の減圧による一定の下降特性の範囲内に入ったことを知
ると、サンプリングデータＰｕを除去する。データＰｕ
に後続する同様のサンプリングデータ群についても同じ
である。このようにしてカフ圧検出信号Ｖより血圧判定
に有用な部分の脈圧振幅信号Ａ、、Ａ２．・・・が抽出
されるわけである。尚、データ抽出部９において処理に
必要となる時間情報は時間発生部１０よりライン１０２
を介して与えられる。

更にデータ抽出部９は上述した脈圧振幅信号検出後に他
の諸条件を判断する。例えば、ある脈圧振幅信号Ａ２は
それに先行する脈圧振幅信号Ａ。

１　　　　から被験者の心拍数等で決まるほぼ所定の時
間間隔Ｔｄ付近で発生するはずであるから、この時間Ｔ
ｄよりも極端に短い時点で、或いは極端に長い時点で発
生する振幅信号のデータは通常ノイズであり、血圧判定
に無用であるという理由で除去される。時間間隔Ｔｄは
最初ある値に設定され、脈圧振幅信号がいくつか検出さ
れるとその平均間隔を求める等して被験者に応じた値に
変更され、妥当な値に近づく。勿論、別ルートで検出し
た心拍同期音を使用する方法でもよい。また、先行する
脈圧振幅信号Ａ１又は複数の脈圧振幅信号Ａ１゜Ａ２に
比較して極端に振幅の大きい、或いは極端に振幅の小さ
い振幅信号のデータも同様の理由で除去される。更にま
た振幅信号の巾が所定の大きさを越えないような１もの
も通常ノイズであり、それがカフ圧の前記一定下降特性
内に生ずるときは１′ 除去され、それが有効な脈圧振幅信号内に表われるとき
は滑らかにされる等の補正がされる。このように、デー
タ抽出部９は既知の下降特性を示すカフ減圧の部分のデ
ータを除去し、被験者が腕を動かしたとき等に生ずるノ
イズ部分のデータを除去するから、結果としてメモリ１
１には血圧判定に有用な脈圧振幅信号のみが記憶され、
相当数のメモ・すが節約されることになる。尚、データ
抽出部９は脈圧振幅信号Ａを検出した後に、更にその中
のピークに相当するデータのみを取り出すようにしても
よい。こうすることで更にメモリの節約が図れるからで
ある。

ウィンドウ制御部１２はメモリ１１へのデータ書込と読
出を管理すると共に、容量に限りあるメモリ１１を有効
に使用するたφ、計測進行に伴って血圧判定部１３の注
目すべきデータの範囲（ウィンドウ）を６勅させるよう
に働く。かかるウィンドウ制御部１２の動作は血圧判定
部１３の動作と連動するものであるから、先ずこの点を
第５図に従って説明する。第５図は時間軸に対する脈圧
振幅信号の大きさの変化を示す図である。さて、第４図
の脈圧振幅信号Ａ１．Ａ２・・・よりカフ減圧に基づく
下降成分を差し引いた信号をＡ、’。

Ａ２’　・・・とし、これらを時間軸にそって並べると
′ｓ５図のようになる。そして各脈圧振幅信号ＡＸ’か
らＡｍ’　に至る信号振幅のピーク値をプロットしてゆ
くと脈圧振幅信号の大きさの変化を示す軌跡Ｙが得られ
る。以下、説明の便宜より脈圧振幅信号としてはＡ１′
、Ａ２’・・・を用いることにする。ウィンドウ制御部
１２は計測進行に伴って人力される脈圧振幅信号Ａ、’
　、Ａ２’　・・・のデータを順次メモリ１１に記憶し
、順次有効データが蓄積されている領域（ウィンドウ）
Ｗを広げ工いく。そしである時点におけるウィンドウめ
大きさはＷｌである。一方このウィンドウ制御部のデー
タはライン１２１を介して血圧判定部１３にも与えられ
、該判定部工３はこれに基づいて被験者の最高血圧を判
定しようとする。前述した如く脈圧振幅信号Ａｘ’　、
Ａ２’・・・のピーク値は被験者の最高血圧の所で急な
上昇を示す性質があるから、血圧判定部１３は軌跡Ｙの
傾きを調べ、例えば先ず図のＰａ′点を最高血圧と判定
し、ライン１３２を介して表示部３に最高血圧値ｍａｘ
（本実施例の場合はその時点のカウント値Ｐがそのまま
血圧値を表わすようになっている）を送り、表示をホー
ルドする。またウィンドウ制御部１２は引き続き入力さ
れる脈圧振幅信号のデータを蓄積し、ウィンドウの大き
さを広げる。そして次のある時点におけるウィンドウの
大きさはＷ２である。しかしこの時点で血圧判定部１３
は再び軌跡Ｙの急な上昇の変化を示すＰａ点を発見する
。そこで血圧判定部１３はＰａ’点近傍の勾配の変化と
Ｐａ点近傍の勾配の変化を比較し、且つこの時点までに
記憶された軌跡Ｙの最高値がいくつであるかを調べ、更
に他の諸条件、例えばＰａ点近傍にノイズ的な振幅の変
化を示すものがあるか否か等の条件を判定し、最終的に
どちらが真の最高血圧点かを判定する。そしてもしＰａ
点が妥当なら表示部３の最高血圧値表示を更新し、ホー
ルドする。このように血圧判定部１３は常にウィンドウ
内の全データをモニタできるから最終的に信頼性の高い
判定を行なうことができる。

血圧判定部１３が最１高血圧点を判定した旨はライン１
３１を介してウィンドウ制御部１２にも知らされる。ウ
ィンドウ制御部１２は新たな最高血　　　　１１圧点Ｐ
ａが判定されたことを知ると、自己の蓄積容量にも鑑み
、もはやＰａ’点を含むそれ以前のデータの中には最高
血圧が存在し得ないのであるなら、その部分のデータを
メモリ１１から消去する。データを消去する判断にはこ
の時点までに記憶された軌跡Ｙの最高値がいくつである
かが重要な意味を持つ。一般に軌跡Ｙのピークに相当す
る値は被験者によって異り、本実施例装置の最高血圧判
定のためにも重要な意味を持つ。即ち、軌跡Ｙのピーク
が相対的に大きければ最高血圧点の特徴を示す脈圧振幅
信号も大ぎくなる傾向があるからである。従ってこの時
点までに記憶された軌跡Ｙの最高値に比べてＰａ’点の
脈圧振幅が十分に小さいものであるなら、その部分まで
のデータはメモリ１１から消去される。よって新たなウ
ィンドウの大きさはＷ２からＷ２’　を除いた部分にな
る。

ウィンドウ制御部１２は更に人力データの蓄積を続け、
ある時点におけるウィンドウの大きさはＷｌである。一
方血圧判定部！３はこの時点で軌跡Ｙが上昇から下降に
転じ、更に所定範囲内の下降特性部分に入っていること
を検出し、之イン１３１を介してその旨をウィンドウ制
御部１２に知らせる。ウィンドウ１ＩＪｌ！！１１部１
２はこの知らせを受けることにより今後は最高血圧判定
の可能性がないことを知るから、軌跡Ｙのピークに相当
する部分のデータを残してそれ以前のデータをメモリ１
１から消去する。勿論、軌跡Ｙのピークに相当する値を
他に保存するなら前記軌跡Ｙのピークに相当する部分の
データを消去してもよい。軌跡Ｙのピーク値は最低血圧
判定のためにも重要な意味を持つからである。従って新
たなウィンドウの大きさはＷｌからＷ文′を除いた部分
である。

尚、実際には軌跡Ｙのピークが検出（認識）されると、
第５図示で振幅ウィンドウＦＷで示したデータ取込み範
囲が決定され、例えば同図でＰ″ａ点で示した軌跡Ｙの
ピークに近い軌跡Ｙの急な上昇を示す点のデータが除去
され、振幅ウィンドウＷｍの最高血圧値を示す値を真の
値とする。

これは、被験者によっては軌跡Ｙのピークに近い所で誤
信号となるＰ″ａ点が観測される場合があり、経験的、
実験的に軌跡Ｙのピークの振幅絶対値に対する比率を予
め定めて振幅ウィンドウＦＷを決定することによって達
成される。

更に計測処理を続け、ある時点におけるウィンドウの大
きさはＷｍである。血圧判定部１３はこのウィンドウＷ
ｍ内にあるデータから軌跡Ｙの下１　　　降が急な部分
から緩やかな部分に変化する点ｐｂを検出してこの点を
最低血圧と判定し、ライン１３３を介して表示部３に最
低血圧値ｍｉｎを送り、表示をホールドする。更に計測
処理を続け、新たな最低血圧を示す点Ｐｂ′が検出され
たときは何れが真の最低血圧であるかを判定する上で再
び軌跡Ｙのピークに相当する値との比が重要な意味を持
ってくる。即ち、本実施例では最低血圧点Ｐｂ′の振幅
が軌跡Ｙのピーク値に比べて極端に小さいときは最低血
圧判定の更新はなされないのである。このことはウィン
ドウＷｍを広げる処理についても言える。即ち、例えば
ウィンドウＷｍに新たに蓄積されるデータＡ見′の大き
さが軌跡Ｙのピーク値に比べて十分に小さい値になって
いるときは、もはやそり以上のデータをメモリ１１に蓄
積する必要はないからである。そしてこの状態°は後述
する計測終了の判定要件にもなってい　　　　１゛る。

従って血圧判定部１３は最低血圧を表示した後に計測終
了の要件を満足すると、ライン１３４を介してブザー４
を鳴動させ、被験者に測定終了を知らせる。尚、上述し
た説明では、新たな脈圧振幅信号の蓄積によりウィンド
ウＷが広げられ血圧判定に不要になったデータは所定の
判断の下に消去されるから、ウィンドウＷの大きさは一
定でないが血圧判定部は必要なデータを何時でも逆のぼ
れる利点がり、メモリ節約の効果もあり、血圧判定の信
頼性が向上する。

第６図はデータ処理部２において行なわれる上述した血
圧判定処理の主実行手順を示すフローチャートである。

ステップＳ１ではデータ入力部８がカウント値Ｐを人力
する。ステップＳ２では後述するデータ抽出処理を行な
う。即ちカフ減圧にそって一定の下降特性を示す部分の
データが取り除かれる。ステップＳ３ではデータ抽出部
９が血圧判定に有用な脈圧振幅信号Ａを抽出したか否か
を判別する。該判別がＮＯのときは処理を抜けて次のサ
ンプリングデータを待ち、脈圧振幅信号Ａが得られるま
で上述の処理を繰り返す。またステップＳ３の判別がＹ
ＥＳになるとステップＳ４に進みウィンドウ制御部１２
を介して脈圧振幅信号Ａをメモリ１１の先行する脈圧振
幅信号の後に蓄積する。ステップＳ５では後述する血圧
判定・表示処理を行なう。即ち、新たに蓄積された脈圧
振幅信号Ａを含めて最大又は最低の血圧判定を行ない、
判定があれば血圧の表示をしてホールドする。ステップ
Ｓ６では後述するウィンドウ処理を行ない、血圧判定に
不要なデータを消去してメモリの節約を図る。ステップ
Ｓ７では計測終了か否かを判別する。計測の後半におい
てメモリ１１に蓄積される脈圧振幅信号Ａの大きさが軌
跡Ｙのピーク値に比べて所定範囲より小さい値になって
いると計測終了と判別される。計測終了のときはステッ
プＳ８に進みブザー４を鳴動させて被験者に測定終了を
知らせる。計測終了でないときは処理を抜けて次のサン
プリングデータを待つ。

３４７図はデータ抽出処理手順を示すフローチャートで
ある。ステップＳ２１ではデータ抽出フラグがＯＮか否
かの判別を行なう。計測開始時には初期化によりデータ
抽出フラグはリセットされている。従って処理はステッ
プＳ２２に進みカフ圧検出信号Ｖの勾配検査を行なう、
ステップＳ２３では該信号Ｖがカフ減圧による一定の下
降特性から所定範囲内の上昇勾配に変化したか否かを判
別する。該判別がＮＯのときはそのまま処理を抜暑 け、次のサンプリングデータを待つ。該判別がＹＥＳの
ときはこの点を脈圧振幅信号Ａの開始点と判断し、ステ
ップＳ２４で当該サンプリングデータをメモリ１１のバ
ッファエリアにストアする。ステップＳ２５では続く一
連のサンプリングデータが脈圧振幅信号である旨を示す
ためデータ抽出フラグをＯＮにする。次のサンプリング
データからはステップＳ２６の処理に進む。ステップＳ
２６では入力データをバッファエリアにストアする。ス
テップＳ２７では脈圧振幅信号の後端を検出するためカ
フ圧検出信号Ｖの勾配検査を行なう、ステップＳ２８で
は急な下降特性からカフ減圧による一定の下降特性に変
化したか否かを判別する。該判別がＮｏのときはそのま
ま処理を抜け、バッファエリアへの蓄積を続ける。ステ
ップ３２８の判別がＹＥＳになると脈圧振幅信号Ａを検
出Ｌ／　、、ＳＺ　ｈ　ｋ：　ｆｔ　Ｚ）。ユヶップ、
□９．デーよ　　　　−゛抽出フラグをＯＦＦにし、ス
テップＳ３０では検出した脈圧振幅信号Ａについてこれ
に先行する脈圧振幅信号との振幅比、脈間隔等の検査を
行なう。ステップＳ３１では検査の結果脈圧振幅信号Ａ
がノイズ信号か否かを判別する。ノイズ信号と判別した
ときはステップＳ３２に進みバッファエリアをクリアす
る。またノイズ信号でないときはステップＳ３３に進み
脈圧振幅信号検出フラグをＯＮにする。

第８図は血圧判定・表示処理手順を示すフローチャート
である。ステップＳ５１では最低血圧判定モードか否か
を判別する。計測開始時には最高血圧を判定するのであ
るから該判別はＮｏである。処理はステップＳ５２に進
み軌跡Ｙの上昇勾配を検査する。ステップ５５３では軌
跡Ｙに最高血圧を示すような特徴点があるか否かを判別
する。特徴点があるときはステップＳ５４で最高血圧値
の表示をホールドし、ステップＳ５５で最高血圧判定フ
ラグをＯＮにする。該フラグはウィンドウ処理部１２に
おけるデータ消去実行の可否判断に使用される。またス
テップ３５３の判別で特徴点がないときはステップ５５
４とＳ５５の処理をスキップする。ステップＳ５６では
軌跡Ｙのピーク勾配を検査する。ステップＳ５７では軌
跡Ｙが上昇から下降に転じたか否かを判別する。該判別
がＹＥＳのときはステップＳ５８に進んで最低血圧判定
モードをＯＮにし、ステップＳ５９でピーク判定フラグ
をＯＮにする。またステップＳ５７の判別がピーク勾配
でないときはステップ８５８とＳ５９の処理をスキップ
する。次に最低血圧判定（フラグ）モードがＯＮにされ
た後はステップＳ６０に進む。ステップ５６０では軌跡
Ｙの下降勾配を検査し、ステップ５６１では急な下降か
ら緩やかな下降に変化したか否かを判別する。

該判別がＹＥＳのときはステップＳ６２に進んで最低血
圧値を表示ホールドし、ステップＳ６３で最低血圧判定
フラグをＯＮにする。またステップＳ６１の判別がＮＯ
のときはステップＳ６２と５６３の処理をスキップする
。

第９図はウィンドウ処理手順を示すフローチャートであ
る。ステップＳ７１では最高血圧判定フラグがＯＮか否
かを判別し、ＹＥＳであればステップＳ７２に進んで最
高血圧判定フラグをＯＦＦにする。ステップＳ７３では
先行する脈圧振幅データに消去してもよいものがあるか
否かを判別し、ＹＥＳであればステップ３７４で該当デ
ータを消去する。消去できるデータがないときはステ１
　　ッ７’Ｓ　７４０１Ｆ１２＊９２、。より、ユヶッ
プＳ７１の判別で最高血圧判定フラグがＯＮでないとき
はステップＳ７５でピーク判定フラグがＯＮか否かの判
別をする。ピーク判定フラグがＯＮのときはステップＳ
７６でピーク判定フラグをＯＦＦにし、ステップＳ７７
で最低血圧判定に不要なデータを消去する。更にまた、
ステップＳ７５の判別でピーク判定フラグがＯＮでない
ときはステップ３７８で最低血圧判定フラグがＯＮ　６
）否かを判別する。最低血圧判定フラグがＯＮのときは
ステップＳ７９で最低血圧判定フラグをＯＦＦにする。

ステップＳ８０では先行する脈圧振幅データに消去して
もよいものがあるか否かを判別し、ＹＥＳであればステ
ップ５８１で該当データを消去する。消去で、―るデー
タがないときはステップＳ８１の処理をスキップする。

更にまた、ス量′ テップＳ７８の判別で最低血圧判定フラグもＯＮでない
ときはそのままステップＳ８２に進む。ステップＳ８２
では軌跡Ｙのピーク値と脈圧振幅信号の最新入力値の大
きさを比較し、ステップｓ８３では脈圧振幅信号の大き
さが所定範囲より小さ□ いか否かを判別する。小さいときはステップ８４に進み
計測終了フラグをＯＮする。また小さくないときはその
まま処理を抜ける。

□尚、□上述した実施例では計測部１とデータ処理部２
を分けて説明したが、実際上針側部１は圧カドランスデ
ューサ５を除き全てをデジタル回路で構成できるのであ
るから、この部分をデータ処理部２と共に１チツプのＬ
ＳＩで構成できることは明らかである。

［発明１の効果］ 以上述べた如く本発明によれば、カフ圧を電気パラメー
タに変換する素子としてダイヤフラムの圧力変位に連動
する静電容量型圧力センサを用いなので、該センサはカ
フ圧の微小変動に対する応答性が良く、かつ例えば金属
板で安価に形成できる上、この容量変化を発振周波数の
決定要素とする発振回路は発振周波数の変化幅を充分に
広くとることができ、かつまたその発振周波数を充分に
高くとれるのでカフ圧検出のデータサンプリング密度を
容易に高いものとすることができる。

また本発明によれば、ノイズに影響されやすい微小アナ
ログ部分がないため血圧測定の竹類性の高いデジタル血
圧計を提供できる。

また本発明によれば、全部をデジタル素子で構成できる
から、例えばＣＭＯ３等を用いた微小電力動作が可能に
なり、しかもデジタル系にのみ供給する一系統のラフな
電源ですむから、小型で高性能のデジタル血圧計を提供
できる。

また本発明によれば、カフ圧の減圧速度に比例しないデ
ータによって最高血圧及び最低血圧を検出・判定するか
ら、オシロメトリック法に従う血圧判定のためにメモリ
に記憶されるサンプリングデータの量は大幅に減少し、
そのため装置全体を小型にでき、電池等を給電源とする
ハンディで高性能なデジタル血圧計を低価格で提供でき
る。

更にまた本発明によれば、カフ圧の変動に応じて変化す
る発振回路出力の発振周期をこれよりも高い周波数の安
定な基準クロック信号で計数する計数手段を有するから
、カフ圧検出のためのデータサンプリング密度を更に高
めることができ、高精度な血圧判定処理を行なえるデジ
タル血圧計を提供できる。

【図面の簡単な説明】

【 第１図は本発明に係る一実施例のデジタル血圧計を示す
ブロック構成図、 第２図（Ａ）は計測部１にキャパシタンス彫工カドラン
スデューサを用いた具体例を示す図、第２図（Ｂ）は第
２図（Ａ）の動作を示すタイミングチャート、 第２図（Ｃ）は計測部１の他の実施例を示す図、 第２図（Ｄ）は第２図（Ｃ）の動作を示すタイミングチ
ャート、 第３図は腕帯に加えたカフ圧と血圧との関係を示す図、 第４図は入力データから血圧判定に有用な脈圧振動部分
のデータを抽出する方法を示す図、第５図は時間軸に対
する脈圧振幅信号の大きさの変化２示す歯・　　　　　
　　　　　　　　　　　　　、・、第６図はデータ処理
部で行なわれる血圧判定処理の主実行手順を示すフロー
チャート、第７図はデータ抽出処理手順を示すフローチ
ャート、 第８図は血圧判定・表示処理手順を示すフローチャート
、 第９図はウィンドウ処理手順を示すフローチャートであ
る。 ここで、１・・・計測部、２・・・データ処理部、３・
・・表示部、４・・・ブザー、５・・・圧カドランスデ
ューサ、６・・・発振器、７・・・周波数カウンタ、８
・・・データ入力部、９・・・データ抽出部、１０・・
・時間発生部、１１・・・メモリ、１２・・・ウィンド
ウ制御部、１３・・・血圧判定部、である。 特許出願人　　株式会社コバルタケダ メディカル研究所

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. （１）脈圧振動を含むカフ圧をパイプを介して圧力セン
   サに供給するための腕帯と、カフ圧を電気パラメータに
   変換するための前記圧力センサにして、カフ圧変動によ
   つて変位するダイヤフラムと、該ダイヤフラムと連動し
   て容量を変化させる可変容量コンデンサとを含むものと
   、前記圧力センサの容量変化に従つて発振周波数を変化
   させる発振手段と、所定時間幅に前記発振手段出力のパ
   ルス信号を計数する計数手段と、前記計数手段出力の各
   計数値からなる一連のデータに基づいて血圧判定を行う
   デジタル情報処理手段にして、カフ圧の減圧速度に比例
   しないデータによつて最高血圧及び最低血圧を検出・判
   定するものと、前記デジタル情報処理手段の判定出力に
   基づき少なくとも最高血圧及び最低血圧を表示する表示
   手段とを備えることを特徴とするデジタル血圧計。
2. （２）デジタル情報処理手段は、カフ圧の減圧速度に比
   例しないデータを抽出するデータ抽出手段にして、一連
   のデータがカフ圧の減圧速度に比例する内容を示すとこ
   ろから比例しない内容を示すところへ変化するときに一
   連の脈圧信号データの抽出を開始し、かつ前記一連のデ
   ータが再びカフ圧の減圧速度に比例する内容を示すとき
   に前記脈圧信号データの抽出を停止するものを備えるこ
   とを特徴とする特許請求の範囲第１項記載のデジタル血
   圧計。
3. （３）デジタル情報処理手段は、カフ圧の減圧速度に比
   例しないデータを記憶するデータ記憶手段にして、脈圧
   信号データからカフ圧の減圧速度に比例する値を差し引
   いた脈圧信号データの信号振幅が増加を示す間は、最新
   の脈圧信号データの信号振幅に応じて決定される値より
   も小さい信号振幅を有する過去の脈圧信号データを記憶
   から消去するものを備えることを特徴とする特許請求の
   範囲第２項記載のデジタル血圧計。
4. （４）デジタル情報処理手段は、カフ圧の減圧速度に比
   例しないデータを記憶するデータ記憶手段にして、脈圧
   信号データからカフ圧の減圧速度に比例する値を差し引
   いた脈圧信号データの信号振幅が増加の後に減少を示す
   間は、過去の脈圧信号データの最大の信号振幅に応じて
   決定される値よりも小さい信号振幅を有する最新の脈圧
   信号データを記憶しないものを備えることを特徴とする
   特許請求の範囲第２項又は第３項記載のデジタル血圧計
   。
5. （５）デジタル情報処理手段は、カフ圧の減圧速度に比
   例しないデータを抽出するデータ抽出手段にして、一連
   のデータからカフ圧の減圧速度に比例する値を差し引い
   た脈圧信号データのうち信号振幅に相当するデータを抽
   出するものを備えることを特徴とする特許請求の範囲第
   １項記載のデジタル血圧計。
6. （６）脈圧振動を含むカフ圧をパイプを介して圧力セン
   サに供給するための腕帯と、カフ圧を電気パラメータに
   変換するための前記圧力センサにして、カフ圧変動によ
   つて変位するダイヤフラムと、該ダイヤフラムと連動し
   て容量を変化させる可変容量コンデンサとを含むものと
   、前記圧力センサの容量変化に従つて発振周波数を変化
   させる発振手段と、所定周波数の基準クロック信号を発
   生する基準クロック発生手段と、前記発振手段出力の発
   振周期を前記基準クロック信号で計数する計数手段と、
   前記計数手段出力の各計数値からなる一連のデータに基
   づいて血圧判定を行うデジタル情報処理手段にして、カ
   フ圧の減圧速度に比例しないデータによつて最高血圧及
   び最低血圧を検出・判定するものと、前記デジタル情報
   処理手段の判定出力に基づき少なくとも最高血圧及び最
   低血圧を表示する表示手段とを備えることを特徴とする
   デジタル血圧計。