JPS61247430A

JPS61247430A - 非観血式デジタル血圧計

Info

Publication number: JPS61247430A
Application number: JP60087510A
Authority: JP
Inventors: 博之横井; 弘道板野; 美加小林
Original assignee: Copal Takeda Medical Kenyusho KK
Current assignee: Copal Takeda Medical Kenyusho KK
Priority date: 1985-04-25
Filing date: 1985-04-25
Publication date: 1986-11-04
Also published as: JPH0556139B2

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］本発明は非観血式デジタル血圧計に関し、特に血圧測定
時に混入する外来雑音を識別除去し、カフへのインパル
ス雑音、あるいは体動等による影響を受けずに信頼性の
ある血圧測定が行える非観血式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］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及び消滅を人によ
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
者の体動による雑音の影響を受は易く、血圧測定を困難
なものにしていた。

このため従来より種々の外米雑音除去方法が提案されて
いる０例えば（１）脈波ゲート法はコロトコフ音の発生
条件として脈波が無い時はマイクからの出力をコロトコ
フ音と認識しないものである。（２）パターン認識法は
コロトコフ音に関する基本的なパターン情報に基づきマ
イク入力波形のパターン認識を行うものである。（３）
多点マイク法はカフ下数点にマイクを配置して雑音とコ
ロトコフ音を分離するものである。前記（１）及び（２
）の方法は従来用いられており、既に製品化されている
。しかしく１）の脈波ゲート法では体動に伴って発生し
た雑音がカフ内圧も変化させるため同時に脈ゲートが開
き、しばしば誤動作を引き起こしていた。また（２）の
パターン認識法ではマイクに加えられたインパルス雑音
波形とコロトコフ音波形とが良く似ているためこれらを
分離識別することが不可能であった。また（３）の多点
マイク法の場合は腕に加わる雑音の伝搬が等方的でない
ため様々な伝搬遅延と振幅減衰が起こり、しかもこれら
が被験者により変化するため各チャネルのゲイン及び位
相補正を完全に行なうことができず、十分な効果を奏し
得なかった。

［目的］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、その目的のする所は、血圧測定時に混入する
外米雑音を識別除去し、カフへのインパルス雑音、ある
いは体動等による影響を受けずに信頼性のある血圧測定
が行える非観血式デジタル血圧計を提供することにある
。

【発明の概要］本発明の非観血式デジタル血圧計は上記目的を達成する
ため、カフ圧の脈圧成分を検出して脈圧信号を出力する
脈圧検出手段と、被測定部位のコロトコフ音を検出して
に音信号を出力するに音検出手段と、カフ例の音（Ｃ音
）を検出してＣ音信号を出力するＣ音検出手段と、前記
脈圧信号に基づき前記に音信号と前記Ｃ音信号との関係
より雑音を識別する雑音識別手段を備えることをその概
要とする。

また好ましくは、Ｃ音検出手段はカフ側の音を検出する
マイクと、所定周波数以下の音信号成分を遮断するバイ
パスフィルタを備えることをその一態様とする。

また好ましくは、カフ側の音を検出するマイクは被測定
部位のコロトコフ音を検出するマイクとの間に微小間隔
だけ離間して、重ね合わせて設けられることをその一態
様とする。

また好ましくは、バイパスフィルタの低域遮断周波数は
ほぼ１ｏＯＨｚに構成されていることをその一態様とす
る。

また好ましくは、雑音識別手段はに音信号の発生の前後
２０　ｍ　Ｓ以内にＣ音信号の発生が認められるときは
当該に音信号を雑音と認識することをその一態様とする
。

［発明の実施例］以下、添付図面に従って本発明の実施例を詳細に説明す
る。

［第１実施例］第１図は本発明の第１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、ｌは被験者の上腕に
巻かれたカフ、２はカフ下を介して伝わる音を検出する
Ｃ音マイク（カブ側マイク）、３は被測定部位（上腕動
脈流）のコロトコフ音を検出するに音マイク、４はカフ
１の内圧を導くパイプ、５は実施例のデジタル血圧計の
本体部である。

更に本体部５において、６はパイプ４で導くカフ内圧を
検出して電気的信号ＲＰに変換する圧力センサ、７は圧
力センサ６出力のカフ圧信号ＲＰを所定周期でサンプリ
ングしてデジタル信号Ｐに変換するＡ／Ｄ変換器、８は
カフ圧信号ＲＰの直流成分を阻止すると共に脈圧振動成
分のみを通過させて脈圧信号ＲＰ’を出力する脈フィル
タ（通常はバンドパスフィルタＢＰＦで構成される）、
９は脈圧信号ＲＰ′を整流してその振幅を所定閾値と比
較することによりｚ値化脈パルス信号ＰＵＬを形成して
出力するコンパレータ（ＧＯＭＰ）　、　　１０はに音
マイク３の検出信号を増幅してに音信号ＲＫＡを出力す
るアンプ（ＡＭＰ）、１１はに音信号ＲＫＡのうちコロ
トコフ音の信号成分のみを通過させてに音信号ＲＫＡ　
′を出力するに音フィルタ（同じくバンドパスフィルタ
ＢＰＦで構成される）６１２はに音信号ＲＫＡ　′を整
流してその振幅を所定閾値と比較することにより２値化
に音信号ＫＡを形成して出力するコンパレータ（ＣＯＭ
Ｐ）　、　　１３はカフ側マイク２の検出信号を増幅し
てＣ音信号ＲＫＣを出力するアンプ（ＡＭＰ）、１４は
Ｃ音信号ＲＫｃのうち所定（例えば１ｏＯＨｚ）以下の
周波数成分を遮断してＣ音信号ＲＫＣ’を出力するＣ音
フィルタ（本発明の一態様としてバイパスフィルタＨＰ
Ｆで構成される）、１５はＣ音信号ＲＫＣ’を整流して
その振幅を所定閾値と比較することにより２値化Ｃ音信
号ＫＣを形成して出力するコンパレータ（ＧＯＭＰ）　
、　　１６は上述した各種デジタル信号（カフ圧信号Ｐ
、脈パルス信号ＰＵＬ　、　Ｋ音信号ＫＡ、　Ｃ音信号
ＫＯ）を入力とし、該信号間の所定の関係より雑音（ア
ーチファクト）を識別除去し、被験者の最高血圧ＳＹＳ
と最低血圧ＤＩＡの判定を行うセントラルプロセツシン
グユニツ）（ＣＰＵ）、１７は判定結果の血圧値ＳＹＳ
及び旧Ａ等を表示する表示部である。

第２図〜第５図は本実施例血圧計の動作原理の説明に係
り、第２図はＣ音マイク２とに音マイク３の一使用態様
を示すカフ下の断面図、第３図は雑音（アーチファクト
）のない状態において観測される第１図の主要部信号波
形を示す図である。

第２図において、Ｋ音マイク３は上腕の肘付近の動脈上
に配置され、その検音面は矢印す方向（上腕側）を向い
ている。またＣ音マイク２１上前記に音マイク３とは、
微小間隔だけ離間して、背中合せ（重ね合せ）に配置さ
れ、その検音面は矢印ａ方向（カフ側）を向いている。

かかる構成において、上腕に巻いたカフ圧を１５０〜２
００　＋ｕ＋Ｈｇまで上昇させた後、徐々に圧力を減じ
ると、阻血された動脈流がカフ下を矢印Ｃ方向に通じ始
め、その際心拍に同期してカフ内に生じる脈圧変化を圧
力センサ６で捕えることにより第３図に示すような脈圧
信号ＲＰ′と脈パルス信号ＰｕＬが得られる。該脈パル
ス信号ＰＵＬはその性質上コロトコフ音の発生前に発生
しかつ消滅後に消滅するものであり、しかも動脈流によ
る上腕カフ下の微少変位はカフ圧接面１８の全体で捕え
られるためそのパルス巾は十分に大きく、一般にコロト
コフ音識別のための脈ゲート信号として使用される所の
ものである。また最高血圧ＳＹＳが判定される前（ＳＹ
Ｓ前）において、に音マイク３には脈音信号ｍａ　（第
３図のに音信号ＲＫＡ上）が検出される。この脈音は周
波数成分が低いのでカフ下を介して伝わりＣ音マイク２
にも捕えられる。これがカフ側の脈音信号ｍｃ（第３図
のＣ音信号ＲＫＧ上）である、更にカフ下の減圧が進む
と第３図のＳＹＳ区間に入り、Ｋ音マイク３にはカフ下
の動脈血流が末梢側の静止した動脈血と衝突して血管壁
を振動させるところのいわゆるコロトコフ音信号Ｋａが
検出される。そして、前記脈パルス信号ＰＵＬの発生か
らコロトコフ音信号Ｋａの発生までの時間ｔｐａは通常
カフ下のサイズ、構造、及びマイク３の挿入位置との関
係で大まかに定まるものであり、正常な状態下でコロト
コフ音を捕えている限り所定時間の範囲内に認められる
。一方、コロトコフ音信号Ｋａは周波数成分が高いので
通常カフ下の非弾性構造で阻止され、Ｃ音マイク２では
捕えられない、従ってＳＹＳ区間においてもＣ音マイク
２からは脈音信号ｍｃのみが検出されることになる０以
上のことはその後ＤＩＡ区間に至るまで、及びＤＩＡ後
の区間についても同様である。ここにおいて、本発明は
上記諸条件に鑑み、即ち、雑音ない状態においてに音マ
イク３からは脈音信号■ａとコロトコフ音信号ｋａの畳
重信号が検出され、またＣ音マイク２からは脈音信号ｍ
ａのみが検出されることを利用して体動、外乱によるア
ーチファクトの現象を真のコロトコフ音信号から識別し
、除去せんとするものである。

第４図はに音信号ＲＫＡの周波数スペクトルとＣ青フイ
ルタ１４の周波数特性の関係を示す図である。に音信号
ＲＫＡは第３図に示・すように低周波成分の脈音信号ｍ
ａに対しコロトコフ音信号Ｋａの特徴−である鋭い正負
方向のノツチが畳重されたものであり、これを周波数分
析すると第４図のスペクトル特性５Ｐｒｋａが得られる
。そして、はぼＯ〜１００）＋２までの周波数領域に脈
音信号ｍａとコロトコフ　゛音信号Ｋａ並びに、もしあ
るならば低周波雑音成分ｎが含まれていることが分る。

また、更に多くのに音信号ＲＫＡを分析することにより
その特徴的な信号成分は２０〜８０Ｈｚにあることが分
った。従って、はぼ１ｏＯＨｚを越える成分は本来的に
に音信号ＲＫＡと区別できるものであり、雑音（アーチ
ファクト）として除外可能である。そこで、実施例のＣ
青フイルタ１４は低域遮断周波数がｆｃ（はぼ１ｏＯＨ
ｚにおいてオクターブ−３ｄＢ）となるようなバイパス
フィルタＨＰＦで構成され、その−例は第４図の特性Ｇ
ｈｐｆにより示されている。尚、雑音のない状態ではＣ
音マイク２に脈音信号■Ｃしか検出されないのであるか
ら、更にＣ青フイルタ１４の低域遮断周波数ｆｃを下げ
ても良い、しかし脈音成分とに音成分とは深くオーバラ
ップしているので実施例ではｆｃとして１００Ｈｚを採
用した。

さて、Ｃ音信号ＲＫＣを上記特性のＣ青フイルタ１４を
通すことにより、もしカフ下を伝わる高周波信号成分が
検出されるときは雑音と判定すべき−条件とできる０例
えばカフ上の１点を直接たたいた場合のインパルス的衝
撃、またはカフ上の上側の上腕もしくは肘付近の下腕が
たたかれたような場合には衝撃が圧力センサ６及びに音
マイク３のみならずＣ音マイク２にも検出されるからで
ある。しかもこの衝撃の伝わる時間は衝撃の発生点と圧
力センサ６及びマイク２，３との相対的位置、被験者の
体質、測定環境等により異なり、一様でない、従来はこ
のような外乱により脈パルス信号とに音信号が同時に発
生してしまい、誤測定の原因となっていた。しかし本発
明によればかかる衝撃音はＣ音マイク２にも検出される
。しかもこの様な衝撃音は高周波成分を含むので２値化
Ｃ音信号ＫＣを生じさせる。そこで、該Ｃ音信号ＫＣが
生じたときは雑音か否かの判定を行うのであるが、前述
した如く外乱の加えられる部位とマイク２．３の配置と
から決る様々な時間差を生じるため、これらを包含する
ような所定の時間差を設定し、に音信号ＫＡとＣ音信号
ＫＣとの関係を調べることとした。

第５図（ａ）　〜（ｃ）は３信号ＰＵＬ　、　ＫＡ、　
ＫＣ（ｒ）相互関係による実施例の典型的な雑音判定方
法を説明するための図に係り、同図（ａ）はＣ音信号Ｋ
Ｃを生じなかった場合を示し、同図（ｂ）及び（Ｃ）は
Ｃ音信号ＫＣを生じた場合でかつに音信号ＫＡとＣ音信
号ＫＣの発生の時間差が問題となる場合を示している。

尚１本実施例ではこの判定をＣＰＵ１６が行うので１時
間ｔをカウンタ計数値（例えばＰＡＣＴＲ、ＫＡＣＴＲ
、、、、、）で表わしている。まず、実施例の３つの典
型的なタイプについて判定方法を示すと［ＴＹＰＥＩＩ脈パルス信号ＰＵＬ内にに音信号ＫＡが存在し、脈パル
ス信号ＰＵＬの立ち上がりからに音信号ＫＡの立ち上が
りまでの時間ＰＡＣＴＲが所定の範囲内（Ｃ１≦ＰＡ（
：ＴＲ≦Ｃ２）にあり、かつに音信号ＫＡのパルス幅Ｋ
ＡＣＴＲが所定の範囲内ＣＣｓ≦ＫＡＣＴＲ≦Ｃ４）に
ある場合は、真のに音信号ＫＡとして認識する。但しこ
の場合はＣ音信号ＫＧが生じていない［第５図（ａ）］
。

ここにおいて、上記範囲の一具体例を示せばＯｍＳ≦Ｐ
ＡＣＴＲ≦３００ｍ５８０ＩＩＳ≦にＡＣＴＲ≦２００ｍ５である。

［ＴＹＰＥ２］脈パルス信号ＰＵＬ内にに音信号ＫＡとＣ音信号ＫＣが
存在し、脈パルス信号ＰＵＬの立ち上がりからに音信号
ＫＡの立ち上がりまでの時間ＰＡＣＴＲが所定の範囲内
（Ｃ３≦ＫＡＣＴＲ≦Ｃ４）にあり、かつに音信号ＫＡ
のパルス幅ＫＡＣＴＲが所定の範囲内（Ｃ３≦ＫＡＣＴ
Ｒ≦Ｃ４）にある場合で、に音信号ＫＡの立ち上がりよ
りもＣ音信号ＫＣの立ち上がりが遅れた場合に、その時
間間隔ＡＣＣＴＲが実験に基づいて定め　　　・られた
所定値Ｃ５よりも大きい場合（ＡＣＣＴＲ≧Ｃ５）は、
真のに音信号ＫＡとして認識する［第５図（ｂ）］　。

ここにおいて、上記範囲の一具体例を示せばＡＣＣＴＲ
≧　２０　履Ｓである、この値は衝撃源から各マイクまで伝わる腕等の
表面弾性波伝達時間の上限に余裕を見込んだ値として理
論的に計算可能であるが、更に実用性を考慮して実験的
に確かめたものである。

［ＴＹＰＥ３］脈パルス信号ＰＵＬ内にに音信号ＫＡとＣ音信号にＣが
存在し、脈パルス信号Ｐｔ１Ｌの立ち上がりからに音信
号ＫＡの立ち上がりまでの時間ＰＡＣＴＲが所定の範囲
内（Ｃ３≦ＫＡＣＴＲ≦Ｃ４）にあり、かつに音信号Ｋ
Ａのパルス幅ＫＡＣＴＲが所定の範囲内（Ｃ３≦ＫＡＣ
ＴＲ≦Ｃ４）にある場合で、Ｋ音信号ＫＡの立ち上がり
よりもＣ音信号ＫＯの立ち上がりが早い場合に、その時
間間隔ＣＡＣ丁Ｒが実験に基づいて定められた所定値Ｃ
５よりも大きい場合（ＧＡＣＴＲ≧０５）は、真のに音
信号ＫＡとして堅識する［第５図（ｃ）］。

ここにおいて、上記範囲の一具体例を示せばＣＡＣＴＲ
≧　２０腸Ｓである。

第６図及び第７図は第１実施例の計測手順を示すフロー
チャートに係り、第６図は主計測手順を示すフローチャ
ートである。カフ加圧後の定排気モードに入ることによ
り本処理が開始される。ステップＳ１では、各種フラグ
及びカウンタの内容を全て０に初期設定する。ここで、
フラグＰＵＬＦは脈パルス信号ＰＵＬを検出することに
より論理１にされるフラグ、フラグにＡＦはに音信号Ｋ
Ａを検出することにより論理ｌにされるフラグ、フラグ
ＫＣＦはＣ音信号ＫＯを検出することにより論理１にさ
れるフラグ、カウンタＰＡＣＴＲＮＣＡＣＴＲについて
は第５図について説明した通りである。ステップＳ２で
は脈パルス信号ＰＵＬがあるか否かを判別する。

ＰＵＬでなければステップＳ３に進み、フラグＰＵＬＦ
が１か否かを調べる。　ＰＵＬＦが１でなければＰＵＬ
がまだ発生してない状態なのでステップＳ２に戻り、Ｐ
ＵＬを待つ、脈パルス信号ＰＵＬ以外の範囲ではに音信
号ＫＡの有無を判定する必要がないからである。また、
ステップＳ２でＰＵＬと判別するとステップＳ４に進み
、　ＰＵＬが発生したことを示すためフラグＰＵＬＦを
論理ｌにする。ステップＳ５では第７図の処理手順に従
い各信号のパルス巾及び各信号間の発生時間差の計時処
理をする。ステップＳ１２では血圧判定終了か否かを判
別し、終了でなければステップ３１に戻る。尚、後述す
るステップＳ５の計時処理では各種カウンタが単位時間
Δｔを計数するように構成されているため、ステップ５
１に戻るまでの処理は単位時間Δｔに同期して行なわれ
る。

また、ステップＳ２の判別で脈パルス信号ＰＵＬでなく
、かつステップＳ３の判別でＰＵＬＦ＝　１を判別した
時は１脈パルス信号ＰＵＬの終才を示す、従ってフロー
はステップＳ６〜ステツプ５１０までの雑音識別処理を
行う、先ず、ステップＳ６ではＣ１≦ＣＴＲ≦Ｃ２の判
別を行う、該判別がＮＯならに音発生と認識するための
基本的要件を欠くため雑音と判定し、ステップＳ１に戻
る。またステップＳ６の判別がＹＥＳならステップＳ７
に進み、Ｃ３≦ＫＡＣＴＲ≦Ｃ４の判別を行う、該判別
がＮＯなら同じくに音発生と認識するための基本的要件
を欠くため雑音と判定し、ステップＳ１に戻る。またス
テップＳ７の判別がＹＥＳならステップＳ８に進み、Ｃ
音フラグにＣＦが１か否かを判別する。　ＫＣＦが１で
ないときはＣ音信号ＫＯが発生しなかったことを示し、
かつこれまでの判別は正常のに音信号発生と認識するに
十分のものであるからフローはステップ５１１に進み、
血圧判定処理を行う、血圧判定処理は最初の真のに音信
号ＫＡと判定があったときのカフ圧Ｐをもって最高血圧
ＳＹＳと判定し、またその後翼のに音が消滅したときの
カフ圧Ｐをもって最低血圧ＤＩＡと判定するものである
。

またこの処理において最高血圧ＳＹＳ又は最低血圧ＤＩ
Ａの判定があればその血圧値を表示部１７に表示する。

また、ステツ゛プＳ８の判別でフラグＫＣＦが１のとき
はステップＳ９に進み、　ＡＣＣＴＲ≧０５か否かの判
別をする。該判別がＹＥＳ　　（大きい）のときは想定
した範囲の一点で生じた衝撃音が伝ったとは考えられな
いのでこれをに音信号ＫＡと判定し、ステップＳｌｌに
進む、また該判別がＮｏ（大きくない）のときはステッ
プＳＩＯに進み、ＣＡＣＴＲ″；；＆Ｃ５か否かの判別
をする。第５図（ｂ）と（Ｃ）の関係より明らかな如＜
　、　ＡＣＣＴＲ≧０５でないときは、ＡＣＣ丁Ｒ≠Ｏ
でかつＣ５より小さい場合と、ＡＣＣＴＲ−０でかつそ
の代りにＣＡＣＴＲが計数している場合とが考えられる
からである。ステップＳ１０の判別がＹＥＳ　　（大き
い）のときはステップＳ９と同様に判断してに音信号Ｋ
Ａと判定し、ステップ３１１に進む、また該判別がＮＯ
（小さい）のときは雑音と判定し、ステップＳＬに戻る
。同様にしてＣＡＣＴＲ≠ＯでかつＣ５より小さい場合
と、ＡＣＣＴＲ＝　０でかつＣＡＣ丁Ｒ＝０の場合が含
まれる。

第７図は計時処理の詳細を示すフローチャートである０
本処理には脈パルス信号ＰＵＬが１の間だけ入力し、真
のに音信号判定に必要な時間情報が形成される。先ず、
ステップＳ５１ではに音信号ＫＡがあるか否かを判別す
る。該判別がＮＯ（ない）のときはステップＳ５２に進
みに音フラグＫＡＦが１か否かを調べる。　ＫＡＦが１
でないときは脈パルス信号ＰＵＬの発生後であってかつ
に音信号ＫＡの発生前であるからステップＳ５３に進み
、カウンタＰＡＣＴＲに＋１する。またステップ５５１
の判別でに音信号ＫＡがあるときはステップＳ５４でフ
ラグＫＡＦを１にセットし、ステップＳ５５でカウンタ
ＫＡＣＴＲに＋１する。こうしてに音信号ＫＡがある間
はカウンタＫＡＣＴＲの内容を更新してパルス巾を計数
する。また、フラグＫＡＦが１となった後にに音信号Ｋ
Ａがなくなると・ステップＳ５１→Ｓ５２→Ｓ５６へと
進み、計時カウントをしない、ステップ３５ＢではＣ音
信号ＫＣがあるか否かを判別する。

ＫＣがないときはステップ３５７に進みに音フラグＫＡ
Ｆが１か否かを調べる。　ＫＡＦが１のときはステップ
３５８で更にフラグＫＣＦが１か否かを調べる。即ち、
信号ＫＣでなく、かつフラグＫＡＦが１である後はフラ
グＫＣＦが１になるまでの間だけステップ５５９でカウ
ンタＡＣＣＴＲにプラス１するためである。また、信号
ＫＣでなく、フラグＫＡＦが１であってかつフラグＫＣ
Ｆもｌであるときは、信号ＫＣのパルス巾を経過した状
態なので何もカウントしない、また、ステップＳ５６の
判別で信号ＫＣがあるときはステップＳ６０に進んでフ
ラグＫＣＦを１にセットし、ステップ３６１でフラグＫ
ＡＦが１か否かを調べる。即ち、信号にＣがあって、か
つフラグＫＡＦが１になるまでの間はステップ５６２で
カウンタＣＡＣＴＲに＋１するためである。しかしフラ
グＫＡＦが１になった後はカウントしない、このように
して雑音か否かの判定に必要な時間情報がカウンタの内
容として蓄えられる。

［第２実施例］第８図及び第９図は第２実施例の説明に係り。

第８図は簡単なハードウェアの構成で同等の雑音除去効
果を達成するデジタル血圧計のブロック構成図、第９図
はその動作タイミングチャートである。尚、第１図と同
一構成部分の図は一部省略し、又は同一番号を付してそ
の説明を省略する。

第８図において、２１．２２はＤタイプのフリップフロ
ップ（ＦＦ）、２３〜２５はシングルショットマルチバ
イブレータ（ＳＳ）、２６はＯＲゲート、２７はＡＮＤ
ゲートである。かかる構成においてアナログ脈信号ＲＰ
’と脈パルス信号ＰＵＬ、アナログに音信号ＲＫＡとに
音信号ＫＡ、アナログＣ音信号ＲＫＣとＣ音信号ＫＯは
第３図のものと同等である。ここにおいて、真のに音信
号ＰＯＬＫＡのみを通過させる目的のＡＮＤゲート２７
は、その発生をＦＦ２１に記憶させた脈パルス信号ＰＵ
ＬＦと、に音信号ＫＡの立ち下りでトリガすることによ
り発生させた判定用のサンプリング信号ＳＰと、Ｃ音マ
イク２が高周波成分を検出したときは雑音混入と見なし
て論理Ｏレベルを出力する禁止信号１．ＮＨ／を３人力
として構成され、ＣＰＵ１６による血圧誤判定を防いで
いる。また、少なくともに音信号ＫＡの立ち下がりに同
期してリセットパルスＲＳ２を発生させることにより１
脈パルス信号ＰＵＬに対する判定処理を直ちに終了させ
（ＦＦ２１　、２２をリセット）、速やかに次の真のに
音信号ＫＡの発見を可能にすると共に、不要な区間の判
定処理を防止する０例えば第９図において、時刻ｔｎの
タイミングに外乱が発生すると脈圧信号ＲＰ’には雑音
ｎｐが、Ｋ音信号ＲＫＡには雑音ｎａが、Ｃ音信号ＲＫ
Ｃには雑音ｎａが夫々発生する。この場合Ｃ音信号ＲＫ
Ｃには高周波成分を含むから２値化Ｃ音信号ＫＯが発生
する。従って該信号ＫＣがその立ち上りでＦＦ２２をセ
ットし、以後は禁止信号ＩＮＨ／を論理０の状態に保つ
、従って５Ｓ２４からサンプリング信号ＳＰが生じても
ＡＮＤゲート２７を満足せず、ＣＰＵ１Ｂはに音信号の
誤判定を免れる。そして回路はリセット信号Ｒ９２で初
期状態に復帰し、いつでも次の真のに音信号ＰＯＬＫＡ
を検出可能である。

以上の如くハードウェアで構成すると、第６図について
説明したような複雑な判定処理が必要でなく、また第７
図に示すような計的処理も必要でない、よって、ＣＰＵ
１６のメモリが節約されるばかりでなく、処理負担も軽
減され、大幅なコストダウンにつながる。

［発明の効果］以上述べた如く本発明によれば、体動等による外乱が生
じた時でも脈パルス信号、Ｋ音信号及びカフ側Ｃ音信号
の相互時間関係を知ることにより真のに音信号の認識が
可能となった。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の第１実施例のデジタル血圧計を示すブ
ロック構成図、第２図はＣ音マイク２とに音マイク３の一使用態様を示
すカフェの断面図、第３図は雑音（アーチファクト）のない状態において観
測される第１図の主要部信号波形を示す図、第４図はに音信号ＲＫ＾の周波数スペクトルとＣ音フィ
ルタ１４の周波数特性の関係を示す図、第５図（ａ）は
Ｃ音信号ＫＣを生じなかった場合のタイミングチャート
、第５図Ｃｂ）及び（Ｃ）はＣ音信号ＫＯを生じた場合で
かつに音信号ＫＡとＣ音信号ＫＣの発生の時間差が問題
となる場合のタイミングチャート、第６図は第１実施例
の主計測手順を示すフローチャート、第７図は計時処理の詳細を示すフローチャート、第８図は簡単なハードウェア構成で同等の雑音除去効果
を達成する第２実施例のデジタル血圧計のブロック構成
図、第９図は第８図の構成の動作タイミングチャートである
。ここで、ｌ・・・カフ、２・・・Ｃ音マイク（カフ側マ
イク）、３・・・Ｋ音マイク、４・・・パイプ、５・・
・本体部、６・・・圧力センサ、７・・・Ａ／Ｄ変換器
、８・・・脈フィルタ、９，１２．１５・・・コンパレ
ータ（ＣＯＭＰ）、１０．１３・・・アンプ（ＡＭＰ）
、ｌｌ・・・Ｋ音フィルタ、１４・・・Ｃ音フィルタ、
１６・・・セントラルプロセツシングユニツ）（ＣＰＵ
）、１７・・・表示部、１８・・・圧接面である。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）カフ圧の脈圧成分を検出して脈圧信号を出力する
脈圧検出手段と、被測定部位のコロトコフ音を検出して
Ｋ音信号を出力するに音検出手段と、カフ側の音（Ｃ音
）を検出してＣ音信号を出力するＣ音検出手段と、前記
脈圧信号に基づき前記Ｋ音信号と前記Ｃ音信号との関係
より雑音を識別する雑音識別手段を備えることを特徴と
する非観血式デジタル血圧計。
（２）Ｃ音検出手段はカフ側の音を検出するマイクと、
所定周波数以下の音信号成分を遮断するバイパスフィル
タを備えることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載
の非観血式デジタル血圧計。
（３）カフ側の音を検出するマイクは被測定部位のコロ
トコフ音を検出するマイクとの間に微小間隔だけ離間し
て、重ね合わせて設けられることを特徴とする特許請求
の範囲第２項記載の非観血式デジタル血圧計。
（４）バイパスフィルタの低域遮断周波数はほぼ１００
Ｈｚに構成されていることを特徴とする特許請求の範囲
第２項記載の非観血式デジタル血圧計。
（５）雑音識別手段はＫ音信号の発生の前後２０ｍＳ以
内にＣ音信号の発生が認められるときは当該Ｋ音信号を
雑音と認識することを特徴とする特許請求の範囲第１項
乃至第４項のいずれかに記載の非観血式デジタル血圧計
。