WO1989001310A1

WO1989001310A1 - Automatic sphygmomanometer

Info

Publication number: WO1989001310A1
Application number: PCT/JP1988/000801
Authority: WO
Inventors: Takahiro Souma
Original assignee: Terumo Kabushiki Kaisha
Priority date: 1987-08-11
Filing date: 1988-08-11
Publication date: 1989-02-23
Also published as: DE3854650D1; DE3854650T2; EP0378683A4; EP0378683B1; EP0378683A1; US5135003A

Description

明細書発明の名称自動血圧計技術分野本発明は自動血圧計に関し、特にコロ卜コフ音信号の発現、消滅を自動認識することにより被験者の最高血圧、最低血圧を測定する自動血圧計に関する。背景技術元来、血圧測定は測定者（医者等）のコロ卜コフ音の聴診認識によることが多い。このため、デジタル血圧計においてもコロトコフ音信号の発現、消滅を自動認識するものが普及している。しかし、コロトコフ音は音量が微弱なために体動、力フ、チューブの摩擦音等によるノィズの影響を受け易く、しばしば最高血圧、最低血圧を誤認識していた。この点、従来は脈波（心拍）信号がコロ卜コフ音信号に同期して発生することに着目して、前記脈波信号によりノィズゲ一卜をかけてコロ卜コフ音信号の耐ノイズ性を高めたものがある。しかし、この同期関係は不整脈のある場合、高血圧の人の場合等には必ずしも一定しないから、しばしば同期ずれによる誤認識を生じていた。しかも、体動等がある場合は疑似コロトコフ音信号及び疑似脈波信号が同時に発生するから、もはやノイズゲートは耐ノィズ性を高める意味を成さない。

またこの種の自動血圧計の認識結果と測定者の聴診による認識結果とは必ずしも一致しない。そこで、この氇の自動血圧計においても聴診法に基づいて校正できることが医療上の観点からも好ましい。しかし、従来の血圧計はコロ卜コフ音信号用の増幅器（フィルタ増幅器）のゲインあるいはコロ卜コフ音信号認識用の閾値レベルは固定されていた。このため、製造後はもつばら聴診法により良否のみを確認できるだけであった。 - また従来は増幅器のゲイン、閾値レベル又はフィルタ定数を調整できるものもあるが、これらの調整に必要な信号を外部に取り出せなかった。このため、使用時の調整は困難であり、聴診法による確認と感による調整を何度も繰り返す必要があった。

また従来はコロ卜コフ音信号を増幅し、フィルタリングする処理回路が 1系統であったため、最高血圧と最低血圧の判定を別個に調整することは不可能であった。発明の開示本発明は上述した従来技術の欠点を除去するものであり、その目的とする所は、被験者の脈波信号の推移と最大血圧、最小血圧との関係を有効利用することにより、信頼性の高い自動血圧計を提供することにある。

また本発明の他の目的は最高血圧と最低血圧をより正確に測定できる自動血圧計を提供することにある。

また本発明の他の目的は最高血圧と最低血圧を容易に校正できる自動血圧計を提供することにある。

本発明の自動血圧計は上記の目的を達成するために、カフ圧を検出してカフ圧信号を出力するカフ圧検出手段と、コロトコフ音を検出してコロ卜コフ音信号を出力するコ口卜コフ音検出手段と、前記検出したコロ卜コフ音信号について増幅、フィルタリングの処理を行い、該処理をしたコロ卜コフ音信号と所定閾値を比較することにより該所定閾値を超えるコロトコフ音信号を抽出するコロトコフ音信号処理手段と、前記抽出したコロ卜コフ音信号に基づいて最高血圧及び最低血圧を判定する血圧判定手段と、前記検出したカフ圧信号の脈波信号成分の推移に基づいて被験者の最高血圧の存在し得る範囲と最低血圧の存在し得る範囲を設定する範囲設定手段と、前記血圧判定手段が判定した血圧が前記範囲設定手段が設定した範囲に含まれるか否かを判定する評価手段と、前記血圧判定手段が判定した血圧の情報及び前記評価手段による判定の情報を表示する表示手段を備えることをその概要とする。

また好ましくは、範囲設定手段は、カフの減圧計測又は昇圧計測のシーケンスに応^て、脈波信号成分の最大振幅 X n ( 0 < n < 1 ) の脈波信号が計測の開始又は終了行程で現われた時点のカフ圧を含む所定範囲を最高血圧の存在し得る範囲と設定し、かつ脈波信号成分の最大振幅 X m ( 0 < m < 1 ) の脈波信号が計測の終了又は開始行程で現われた時点のカフ圧を含む所定範囲を最低血圧の存在し得る範囲と設定することをその一態様とする。

また好ましくは、範囲設定手段は、カフの減圧計測又は昇圧計測のシーケンスに応じて、違続する脈波信号成分の信号振幅が計測開始行程で所定以上の増加率又は計測終了行程で所定以下の減少率を示す時はその時点のカフ圧を含む所定範囲を最高血圧の存在し得る範囲と設定し、かつ連続する脈波信号成分の信号振幅が計測終了行程で所定以下の減少率又は計測開始行程で所定以上の増加率を示すときはその時点のカフ圧を含む所定範囲を最低血圧の存在し得る範囲と設定することをその —態様とする。

また好ましくは、表示手段は評価手段が否と判定した血圧の情報に対して点滅情報を付加することをその一態様とする。

また好ましくは、表示手段は評価手段が否と判定した血圧の情報をエラーメッセージで置換えて表示することをその一態様とする。

また本発明の自動血圧計は上記の目的を達成するために、検出したコロ卜コフ音信号について増幅、フィルタリングの処理を行い、該処理をしたコロ卜コフ音信号と所定閾値を比較することにより該所定閾値を趣えるコロ卜コフ音信号を抽出するコロトコフ音信号処理手段と、前記抽出したコロ卜コフ音信号に基づいて最高血圧及び最低血圧を判定する血圧判定手段と、前記処理をしたコロトコフ音信号又は前記所定閾値の信号を外部に取り出す信号取出手段と、前記処理をしたコロ卜コフ音信号の振幅又は前記所定閾値又はフィルタ定数を外部から調整できる調整手段を備えることをその概要とする。

また好ましくは、コロトコフ音信号処理手段は、最高血圧付近のコロ卜コフ音信号を通過させる第 1のフィルタ手段及び該第 1のフィルタ手段を通過したコロ卜コフ音信号と第 1の所定閾値を比較する第 1の比較手段と、最低血圧付近のコロ卜コフ音信号を通過させる第 2のフィルタ手段及び該第 2のフィルタ手段を通過したコロ卜コフ音信号と第 2の所定閾値を比較する第 2の比較手段を備えることをその一態様とする。

また好ましくは、血圧判定手段は、カフの減圧計測又は昇圧計測のシーケンスに応じて、第 1 の比較手段が抽出したコロ卜コフ音信号が発現又は消滅する時点の血圧を最高血圧と判定し、かつ第 2の比較手段が抽出したコロトコフ音信号が消滅又は発現する時点の血圧を最低血圧と判定することをその一態様とする。図面の簡単な説明第 1 図は本発明による計測方法 1の自動血圧計のブロック構成図、 - 第 2図は M P U 9による計測方法 1の計測制御手順のフ口一チャート、

第 3図は本発明による計測方法 2の自動血圧計のブロック構成図、

第 4図（A) , (B) は MPU9による計測方法 2の計測制御手順のフローチャート、

第 5図（A) は M P U 9による評価手順のフローチヤ一 h、

第 5図（B) は MPU 9による他の評価手順のフローチヤ一卜、

第 6図は計測方法 2の自動血圧計の動作タミングチヤー卜、

第 7図（A) 〜（C) は主要点のコロ卜コフ音信号と-その周波数スぺクトルを示す図、

第 8図は実施例の自動血圧計の調整システムのブロック構成図、

第 9図は本発明による計測方法 3の自動血圧計のブロヅク構成図、

第 1 0図は M P U 9による計測方法 3の計測制御手順のフ口一チヤ一卜、

第 1 1図は M P U 9による評価手順のフローチャート、第 1 2図は計測方法 3の自動血圧計の動作夕ミングチヤー卜である。発明を実施するための最良の形態以下、添付図面に従って本発明による実施例を詳細に説明する。

[計測方法 1 ]

上腕動脈流が阻血状態から開放され始めた時点（最高血圧付近）のコロトコフ音信号と略平常流状態に近づいた時点 (最低血圧付近）のコロトコフ音信号の周波数スぺク卜ルは異る。計測方法 1の特徴はこの性質に着目し、コロ卜コフ音信号を別々に信号処理することで、より精密、より正確な血圧測定を可能にすることにある。

第 7図（A) 〜（C) は主要点のコロ卜コフ音信号とその周波数スペクトルを示す図に係り、第 7図（A) は最高血圧 S Y Sを判定した時点のコロ卜コフ音信号、第 7図（ B ) は最低血圧 D I Aを判定した時点のコロ卜コフ音信号、第 7図 ( C) は第 7図（ B ) の次の時点のコロ卜コフ音信号を夫々示している。第 7図（A) を見ると明らかな通り、最高血圧付近のコロ卜コフ音信号の主要な成分は 1 0 H z〜60 H zに分布している。一方、第 7図（ B ) を見ると明らかな通り、最低血圧付近のコロ卜コフ音信号の主要な成分は 1 0 H z〜 80 H zに分布している。最低血圧付近では、スぺクトル分布の割合から言って明らかな通り、 6 0 H z〜80 H zの間にも主要成分が含まれているから、これらを無視できない。そこで、検出したコロトコ-フ音信号を両時点のコロトコフ音信号に適した 2系統のフィルタリング回路で処理することにした。更に、第 7図（C ) を見ると明らかな通り、コロ卜コフ音信号が消滅する時点（最低血圧の認識時点）では 4 0 H z〜 8 0 H zの成分がほとんど存在していない。従って、もし最低血圧付近のコロ卜コフ音信号を、例えば 1 0 H z〜8 0 H zの帯域通過特性を有するフィルタ回路を通過させたとすると、その出力においては第 7図（B ) のコロ卜コフ音信号波形と第 7図（C ) のコロ卜コフ音信号波形の相違が良く現われることになり、コロ卜コフ音信号の消滅時点をより正確に判定できる。

第 1図は本発明による計測方法 1の自動血圧計のブロック構成図である。図において、 1は被験者の上腕、 2は上腕 1に巻き付けたカフ、 3はコロトコフ音を検出するマイクロホン (コンデンサマイク、変位型圧電素子等）、 4はカフ 2の給排気路を形成するゴムパイプ、 5は計測方法 1の自動血圧計本体、 6はカフ圧を制御するカフ圧制御部、 7はカフ圧を検出するカフ圧検出部、 8はコロトコフ音を検出する K音検出部、 9は最高血圧、最低血圧の判定及び自動血圧計の主制御を行うマイクロプロセッシングユニット（ M P U ) 、 1 0は最高血圧、最低血圧等を表示する液晶（L E D ) 表示器、 1 1は K音検出部 8を調整（校正）するために必要な信号を外部に取り岀すためのコネクタである。

カフ圧制御部 6において、 1 2はカフ 2を加圧する加圧ボンプ、 1 3は M P U 9からの制御信号 C 1により加圧ポンプ 1 2 を駆動するポンプ駆動回路、 1 4は M P U 9からの制御信号 C 2により力フ圧を急減圧する急排弁、 1 5は M P U 9からの制御信号 C 3によりカフ圧を一定速度（例えば 2〜4mmHg /sec) で減圧する定排弁である。

カフ圧検出部 7において、 1 6はカフ圧を検出する圧力センサ、 1 7はカフ圧の検出信号を増幅してカフ圧信号 Pを出力する増幅器（AM P) 、 2 0は M P U 9からの制御信号 C 4によりカフ圧信号 Pをサンプリングしてデジタル信号に変換する AZD変換器である。

K音検出部 8において、 2 1はコロ卜コフ音又はそれに類する体表変位音の検出信号を増幅する AM P、 2 2は被験者の最高血圧付近で生じるコロトコフ音信号に適した帯域通過特性 (例えば 1 0 H z〜 60 H z) を備え、コロトコフ音信号 S K を出力する S K音信号フィルタ、 23はコロ卜コフ音信号 S K と所定閾値 TH 3を比較することにより該閾値 TH 3を超えるコロトコフ音信号 S Kを出力するコンパレータ（ CM P ) 、 24はコロ卜コフ音信号 S Kが所定閾値 TH 3を越えたときに同期して所定パルス幅のコロ卜コフ音パルス信号 S K Pを出力するシングルショット回路（S S) である。また 2 5は被験者の最低血圧付近で生じるコロトコフ音信号に適した帯域通過特性（例えば 40 H z〜l 00 H z) を備え、コロ卜コフ音信号 D Kを出力する D K音信号フィルタ、 26はコロ卜コフ音信号 D Kと所定閾値 T H 4を比較することにより該閾値 T H 4を超えるコロ卜コフ音信号 D-Kを出力するコンパレータ（ CM _{i o}

P) 、 27はコロトコフ音信号 D Kが所定閾値 TH 4を越えたときに同期して所定パルス幅のコロ卜コフ音パルス信号 D K P を出力するシングルショヅ卜回路（S S) である。

第 2図は MP U9による計測方法 1の計測制御手順のフローチヤ一卜、第 6図はその一部の動作タミングチャートである。第 2図において、始めはカフ圧がゼロとする。ステップ S 1では急排弁 1 4を閉鎖し、ステップ S 2では定排弁 1 5を閉鎖し、ステップ S 3では加圧ポンプ 1 2を ONにする。これによりカフ 2は加圧開始する。ステップ S 4では、 MPU 9が定期的に制御信号 C 4を出力してカフ圧 Pを読み取り、該カフ圧 P を L E D表示器 1 0に表示する制御をスター卜する。これにより被験者はカフ圧の推移を知ることができる。ステップ S 5 ではカフ圧 Pが上腕動脈流を止めるに十分な所定値 P I (例えば 1 50〜20 OmmHgの所定値）になるのを待ち、所定値 P I になるとステップ S 6で加圧ポンプ 1 2を O F Fにする。加圧行程の終了である。ステップ S 7では定排弁 1 5を開放し、カフ圧を一定速度（2〜4mmHg/sec) で減圧開始させ、血圧測定行程に入る。ステップ S 8ではコロトコフ音パルス信号 S KPの開始（コロトコフ音の発現）を待つ。

第 6図において、阻血状態からカフ圧が減少すると、ある時点でカフ圧に打ち勝って上腕動脈流が吐出し、その際にコロトコフ音が発現する。 S K音フィルタ 22はこの時点のコロ卜コフ音信号を良く弁別（通過）するので、 SK音フィルタ通過後のコ口トコフ音信号 S Kばノィズの影響が少なく、よってコロトコフ音発現の検出は信頼性が高い。 CM P 2 3はコロ卜コフ音信号 S Kと閾値 T H 3を比較し、コロトコフ音信号 S K が閾値 T H 3を超えるときは S S 2 4にコロ卜コフ音パルス信号 S K Pを出力させる。この最初のコロ卜コフ音パルス信号 S K Pが発生したときが本計測上のコロ卜コフ音の発現時点であり、その時点のカフ圧 Pは被験者の最高血圧に相当する。

ステップ S 8の判別で M P U 9がコロトコフ音パルス信号 S K Pを受け取り、最高血圧と認識するとるとステップ S 9に進み、カフ圧検出部 7から読み取ったその時点のカフ圧 Pを最高血圧値（ S Y S ) として L E D表示器 1 0に表示する。ステップ S 1 0ではコロトコフ音パルス信号 D K Pの開始を待つ。ところで、 D K音フィルタ 25は消滅時点のコロトコフ音信号を良く弁別（通過）するものであるから、この発現時点のコロ卜コフ音信号 D Kを調べることはあまり重要ではない。むしろ、ステップ S 1 0の処理は、後にコロ卜コフ音パルス信号 D K Pの消滅を検出する前提として該信号 D K Pの開始を確認するものである。ステップ S 1 1ではコロ卜コフ音パルス信号 D K Pの終了を待つ。上記の如く D K音フィルタ 2 5はコ口トコフ音消滅時点のコロ卜コフ音信号を良く弁別（通過）するので、この消滅時点の検出は信頼性が高い。 CM P 2 6はコロ卜コフ音信号 D Kと閾値 TH 4を比較し、コロ卜コフ音信号 D Kが閾値 T H 4を超えている間はコロトコフ音パルス信号 D K Pを出力する。こうして、最後のコロトコフ音パルス信号 D K Pが発生した時点が本計測上のコロ卜コフ音の消滅時点であり、そのときのカフ圧 Pは被験者の最低血圧に相当する。ステップ S 1 1の判別において、 MPU 9が最後（その後の所定時間内に信号 D K Pが発生しないことで判別）のコロ卜コフ音パルス信号 D K Pを受け取つたと判別すると、ステヅブ S 1 2に進み、力フ圧検出部 7から読み取ったその時点のカフ圧 Pを最低血圧値（ D I A) とレて L E D表示器 1 0に表示する。ステップ S 1 3では急排弁 1 4を開放し、測定終了する。

[計測方法 2 ]

計測方法 2の特徵は、カフ圧検出部 7 'において、検出したカフ圧信号 Pから脈波（心拍）信号 PAを分離抽出し、該抽出した脈波信号 P Aの振幅又は振幅の変化が被験者の最高血圧 S YS及び最低血圧 D I Aのところで所定の性質を示すことに着目し、この性質を調べることにより、コロ卜コフ音信号に基づく血圧測定結果の良否を評価することにある。

第 3図は本発明による計測方法 2の自動血圧計のブロック構成図である。尚、第 1図と同一構成には同一番号を付して説明を省略する。第 3図において、 7 'はカフ圧（カフ圧及び脈波圧）を検出するカフ圧検出部であり、該カフ圧検出部 7 ' において、 1 6はカフ圧を検出する圧力センサ、 1 7はカフ圧の検出信号を増幅してカフ圧信号 Pを出力する AMP、 Cは力フ圧信号 Pから脈波信号成分を分離抽出するコンデンサ、 1 8は脈波信号を増幅する AMP、 1 9は所定の帯域通過特性 (例えば l〜3 H z) を備え、脈波信号 P Aを出力する脈波信号フィルタ、 2 0 ' は M P U 9からの制御信号 C 4に従ってカフ圧信号 Ρ、脈波信号 PAをサンプリングしてデジタル信号に変換する A ZD変換器である。

第 4図（A) , (B) は MPU9による計測方法 2の計測制御手順のフローチャート、第 5図（A) は第 4図（B) の評価処理手順（ S 40) のフローチャート、第 6図は計測方法 2の動作タミングチャートである。尚、第 2図と同一行程には同一行程番号を付して説明を省略する。

第 4図（A) において、ステヅブ S 7で血圧測定行程に入ると、ステップ S 2 1 では一連の初期設定をする。ここで、 S Y S Fはこの計測行程中で最高血圧 SY Sを判定したことを示すフラグ、 D I A Fはこの'計測行程中でコロ卜コフ音パルス信号 D K Pの開始を検出したことを示すフラグ、 i は汎用のカウンタである。ステップ S 2 2では脈波信号 P Aの発生を待つ。こうして脈波信号 PAが発生すると、ステヅプ S 2 3に進み、 MP U 9内のメモリ（不図示）のカウンタ iでインデックスする番地 P A iに脈波信号 P Aの振幅とカフ圧 Pを記憶する。ステップ S 2 4ではカウンタ i に + 1する。こうして、計測方法 2では脈波信号 P Aの振幅とその時点のカフ圧 Pの記憶を伴って計測が進行する。

第 6図において、阻血状態であってもカフ圧が中枢側では拍動が存在し、脈圧（心拍）振動が発生する。この脈圧振動 (脈波信号 P A) については、コロトコフ音の発現に先行して発生し、コロトコフ音の発現後はコロ卜コフ音の発生に同期し ₄ て発生し、被験者の最高血圧 S Y s付近ではその振幅が最大振幅 P Araa の略 50 %に到達し、その後の被験者の最低血圧 D I A付近では最大振幅 P Amax の略 80%に減少するという性質が知られている。あるいはこの脈圧振動については、被験者の最高血圧 S Y S付近でカフ圧に打ち勝って上腕動脈流が吐出し、その際のカフ下の血管の容積が急激に増加し、その後血管壁の弾性特性により振幅の最大値 P Amax に到達し、その後に振幅が急減し、次に被験者の最低血圧 D I A付近でその振幅の減少の度合が所定以下となり、ほぼ振幅が一定になる性質が知られている。第 6図の脈波信号 P A 'は、 MP U 9が AZD変換した脈波信号 P Aを読み取り、該信号 PAの一方の振幅を "0" のレベルに固定して時系列に並べた状態を示すものである。

ステップ S 2 5では S Y S Fが " 1 " か否かを判別する。もし " 1 " でなければ最高血圧 S Y Sの判定前であり、ステツプ S 26でコロ卜コフ音パルス信号 S K Pの開始か否かを調べる。信号 S K Pの開始でない間は結局ステップ S 22に戻り、次の脈波信号 P Aを待つ。やがて、ステップ S 2 6の判別でコ口トコフ音が発現したと判別したときはステップ S 27に進み、 M P U 9はその時点のカフ圧 Pをもって最高血圧 S Y S と判定し、このカフ圧 Pを表示メモリ D S Y Sに記憶する。尚、この時点で最高血圧 SYSを仮表示しても良い。ステップ S 28では S Y S Fに " 1 " をセッ卜し、以後は上記最高血圧判定行程をスキップする。ステップ S 2 9では D I A Fが " 1 " か否かを判別する。もし " 1 " でなければコロトコフ音パルス信号 D K Pの開始前であるから、ステップ S 30に進み、信号 D K Pの閧始か否かを調べる。信号 D K Pの開始でない間は結局ステップ S 22に戻り、次の脈波信号 P Aを待つ。やがて、ステップ S 3 0の判別で信号 D K Pが発現したと判別したときはステップ S 3 1 に進み、 D I A Fに " 1 " をセヅ卜する。以後は上記信号 D K Pの確認行程をスキップする。

ステップ S 32ではコロトコフ音パルス信号 D K Pの消滅か否かを調べる。消滅を満足する条件は、 SYS F = 1 , D I A F = lであって、かつ直前の信号 D K Pの発生後、所定時間

(例えば（ 60秒最小心拍数.） 2拍½3秒）内に次の信号 D K Pが発生しないことである。信号 D K Pの消滅を判別すると、ステヅプ S 3 3に進み、力フ圧検出部 7 ' から読み取つた、その消滅時点の 1つ前のカフ圧 Pを最低血圧 D I Aとして判定し、このカフ圧 Pを表示メモリ D D I Aに記憶する。尚、この時点で最低血圧 D I Aを仮表示しても良い。ステップ S 40では判定した最高血圧 D S Y S及び最低血圧 D D I Aの内容を脈波信号 P Aの性質に従って評価 {第 5図（A) 又は

( B ) } する。ステップ S 34では、評価の結果、最高血圧 D S Y S及び最低血圧 D D I Aの内容が妥当ならそのまま表示し、妥当でないときは対応する D S Y S又は D D I Aの内容を点滅して表示するか、あるいは "E R R O R" 表示に替えて表示する。第 5図（A) は計測方法 2における評価処理手順のフローチヤー卜である。図において、ステヅプ S 4 1では一連の初期設定をする。ここで、 F L Gは脈波信号 P Aの振幅が増加を示したことを確認した旨のフラグ、 PAmax は脈波信号 P Aの最大振幅 P A max を記憶するレジスタ、丫は脈波信号？の振幅がその最大振幅 P Amax の略 50%を超える時点（第 6図の②の時点）のカフ圧 Pを記憶するレジスタ、 P D I Aは脈波信号 P Aの振幅がその最大振幅 P Amax の略 80 %以下になる時点（第 6図の④の時点）のカフ圧 Pを記憶するレジスタ、 iは汎用のカウンタである。

ステップ S 4 2では MP U 9が違続する脈波信号の差分 Δ P = P A i - P Ai-i を求める。尚、厶 P検出の耐ノイズ性を高めるために、 PAi 及び PAi-i として夫々移動平均値を採用しても良い。ステップ S 43では ΔΡ≥0か否かの判別をする。 Δ Ρ≥ 0のときは脈波信号 Ρ Αの振幅が増加中であるからステップ S 48に進み、 F L Gに " 1 " をセットする。ステップ S 49ではレジスタ P Amax の内容をより大きいもの ( P A i ) で置き替える。ステップ S 5 0ではカウンタ i に + 1する。また、ステップ S 43の判別で△ P≥ 0でないとき' はステップ S 45に進み、 F L G= 1か否かを調べる。 F L G = 1でなければ脈波信号 P Aの振幅が一度も増加せずに減少したことを示し、これは無視される。また F L G= 1なら脈波信号 P Aの振幅が増加から減少に転じたので第 6図の P Ama x を検出したことになる。この時点③のカフ圧 Pは平均血圧として知られている。フローはステップ S 4 6に進み、 P S Y Sに最高血圧をス卜ァする。具体的には、カウンタ i を一 1 して順次 P A ( i ) を読み出し、その振幅が最大振幅 P A m a Xの 5 0 %になった時点のカフ圧 P ( i ) を読み出して P S Y Sにストアする。ステップ S 4 7では P D I Aに最低血圧をス卜ァする。具体的にはカウンタ iを P Am a xの時点から + 1 して順次 P A ( i ) を読み出し、その振幅が最大振幅 P Am a Xの 8 0 %になった時点のカフ圧 P ( i ) を読み出して P D I Aにストアする。ステップ S 5 1では第 4図（B ) のステップ S 2 7で判定した最高血圧 D S Y Sが（P S Y S— b ) ≤ D S Y S ≤ ( P S Y S + a ) の範囲内か否かを調べる。ここで、例えば a ¾ 1 0 Hg、 bは 1 0 mmHgである。ステップ S 5 1の判別で、もし範囲内でなければステヅプ S 5 2に進み、レジスタ D S Y Sに " E R R O R" の内容を書き込む。また範囲内ならばステップ S 5 2の処理をスキヅプする。ステップ S 5 3では第 4図（B ) のステップ S 3 3で判定した最低血圧 D D I Aが ( P D I A - d ) ≤Ό Ό I A≤ ( P D I A + c ) の範囲内か否かを調べる。ここで、例えば cは 1 0mmHg、 dは l O mmHgである。もし範囲内でなければステップ S 5 4に進み、レジスタ 'D D I Aに " E R R O R" の内容を書き込み、また範囲内ならばステップ S 5 4の処理をスキップする。

第 5図（ B ) は計測方法 2における他の評価処理手順のフローチャートである。尚、第 5図（A) と同一行程には同一ステップ番号を付して説明を省略する。第 5図（ B ) において、ステップ S 6 1では一連の初期設定をする。ここで、 P S Y Sは連続する脈波信号 P Aの振幅が所定値 q以上急増した時点（第 6図の①〜②の時点）のカフ圧 Pを記憶するレジスタ、 P D I Aは、 MP U 9が最大振幅 P A max (第 6図の③の時点）をマークした後、違続する脈波信号 P Aの振幅の減少の度合が所定値 k以下になった時点（第 6図の④〜⑤の時点）のカフ圧 Pを記憶するレジスタ、 iは汎用のカウンタである。

ステヅブ S 43では ΔΡ≥0か否かの判別をする。 Δ Ρ≥0 のときはステップ S 65で Δ P≥qか否かを調べ、 Δ P qなら連続する脈波信号 P Aの振幅が所定値 q以上急増したのでステップ S 66に進み、レジスタ P SYSにその時点のカフ圧 P ί を格納する。また A P≥qでないならステップ S 66をスキップする。またステップ S 43の判別で△ P≥ 0でないときは脈波信号 P Aの振幅が減少であるからステップ S 67に進み、 I Δ P I≤kか否かを調べる。この場合、図示しないが、好ましくは一旦所定以上の減少の度合を示たことを確認し、その後において、 I Δ P I≤ kか否かを調べる。 | Z!P |≤k なら連続する脈波信号 P Aの振幅が急減状態から低減状態に変化したのでステップ S 68に進み、レジスタ P D I Aにその直前のカフ圧 P i-i を格納する。また I ΔΡ Iとでないならステップ S 68をスキップする。ステップ S 69ではカウンタ iの内容が Mか否かを調べる。 Mは血圧測定中に記憶した脈波信号 P Aの総数である。もし i =Mでなければステップ S 5〇でカウンタ iに + 1してステップ S 42に戻り、また i = Mならステップ S 5 1に進む。

尚、上述の計測方法 2では計測の進行と共に全ての脈波信号 P Aとカフ圧 Pを記憶しておいて、後にその性質を調べたがこれに限らない。例えば第 4図（A) , (B) の処理と並行して第 5図（A) 又は（B) の評価処理を進めるように構成することが可能であり、その場合は途中までの必要な脈波信号 P A とカフ圧 Pを記憶した時点で、該記憶した脈波信号 P Aからその特徴点（最高血圧 SYS付近、最低血圧 D I A付近）の情報を調べ、対応するカフ圧 Pを特定して記憶した後は、その都度不必要になった脈波信号 P Aとカフ圧 Pをメモリから消す如くして、メモリの節約を図ることも可能である。

[自動血圧計の調整]

この種の自動血圧計の最高、最低血圧表示は従来の医者によるコロ卜コフ音の発現、消滅の認識点あるいは他の基準となる測定方法の結果と一致することが医療上の観点からも好ましい。このため、上記各計測方法の自動血圧計は使用時に容易に外部から調整可能である。

第 8図は実施例の自動血圧計の調整システムのブロック構成図である。図において、 3 1 は自動血圧計から所定の信号を取り出すアダプタ、 3 2は自動血圧計に接続するコネクタ、 33は自動血圧計の調整に必要なデータを処理するセン卜ラルプロセッシングユニット（C P U) 、 34は自動血圧計の調整に必要なデータを表示する C RT表示装置、 3 5は C P U 3 3 に指示を与えるキ一ボード（K B D) 、 36は自動血圧計から 2 取り出したデータを記憶する磁気ディスク装置（D S K) 、 39は医者等が、聴診法により、コロ卜コフ音の発現、消滅を認識した時点で操作するスイッチである。

アダプタ 3 1において、 37は AZD変換器であり、自動血圧計内の各種アナログ信号 TH 3 , S Κ, TH 4 , D Kをデジタル変換して C PU33に出力する。 38は I /Oポー卜であり、自動血圧計内のコロトコフ音パルス信号 S KP , D KP及び外部で聴診者（医者等）が操作するスイッチ 3 9の信号を入力して C P U 33に出力する。 CPU33は、測定の進行と共にこれらの入力データを時系列に並べ、 D S K 36に一時的に記憶する。一方、同時に医者等は、例えば聴診法により、測定の進行と共にコロトコフ音の発現、消滅を認識した各時点でスイッチ 39を押す。第 6図の信号 SW (②〃及び④" の時点）はこの関係を示したものである。血圧測定後、 C P U 33 は D S K 36からこれらのデータを読み出し、 C RT表示装置 34に表示する。表示の仕方は、例えば第 6図の信号 S から信号 SWまでのように表示する。これにより、医者等は、 C R T表示内容に基づき、自動血圧計のコロ卜コフ音発現の検出時点②' が聴診法による発現の認識時点②" と一致するか否かを容易に評価できる。もし一致すれば信号 TH 3のレベルは適切である。また一致しなければ外部から VR 1を調整して信号 S K Pの発現検出時点を容易に調整できる。また代りに、 S K音信号フィルタ 2 2のゲイン（信号振幅）を調整するようにしても良い。また代りに、 S K音信号フィルタ 22のフィルタ定数 (通過帯域特性等）を調整するようにしても良い。同様にして、操作者は自動血圧計のコロ卜コフ音消滅の検出時点④" が聴音法による消滅の認識時点④" と一致するか否かを容易に評価できる。もし一致すれば信号 T H 4のレベルは適切である。また一致しなければ外部から V R 2を調整して信号 D K P の消滅検出時点を容易に調整できる。また代りに、 D K音信号フィルタ 2 5のゲイン（信号振幅）を調整するようにしても良い。また代りに、 D K音信号フィルタ 2 5のフィル夕定数

(通過帯域特性等）を調整するようにしても良い。こうして、コロ卜コフ音の発現時点の調整と消滅時点の調整を別個に行えるので、より精密で正確な調整が行える。

[計測方法 3 ]

本発明はカフの昇圧中の血圧測定にも適用できることは明らかである。計測方法 3はカフの昇圧中の血圧測定に関する。第 9図は本発明による ·計測方法 3の自動血圧計のブロック構成図である。第 1図又は第 3図と同一構成には同一番号を付して説明を省略する。図において、 2 8は脈動防止フィルタ (ローパスフィルタ）であり、カフ加圧中のポンプ音等をカツ卜する。 2 9はバイパスバルブであり、脈動防止フィルタの流路をバイパスする。尚、ポンプ駆動回路 1 3はカフ 2の加圧速度を制御可能である。

第 1 0図は M P U 9による計測方法 3の計測制御手順のフローチャートであり、第 1 2図は計測方法 3の自動血圧計の動作夕ミングチャートである。第 1 0図において、ステップ S 7 Iでは急排弁 1 4及び定排弁 1 5を閉鎖する。ステップ S 72では加圧ポンプ 1 2を 0 Nにし、ステップ S 7 3では力.フ圧の表示をスター卜する。ステップ S 74ではカフ圧 Pが 20 mniH gになるのを待つ。 20mmH gになるとステップ S 75でバイパスバルブ 2 9を閉鎖する。これにより空気は脈動防止フィルタ 28を介して供給される。ステップ S 76ではカフ 2の昇圧速度を 8秒当り 50 mmH g'に制御する。昇圧中の最低血圧 UD I Aの測定は予備的なものであり比較的ラフに行う。ステップ S 77では K音発現（DKP開始）か否かを判別する。 K音発現ならステップ S 78でレジスタ KUD I A にその時点のカフ圧 Pをストァする。これはカフ昇圧中に検出した最低血圧 U D I Aである。ステップ S 79ではレジスタ P AD I Aにその時点の脈波振幅 PAをストアする。この P A D I Aは最低血圧 U D I A検出時点の脈波振幅である。またステップ S 7 7の判別で K音の発現でないならステツブ S 78 , 79をスキップする。ステヅプ S 80では脈波振幅の最大値 P Am a xを検出する。 P A m a xでない間はステップ S 76に戻り、やがて P Am a xを検出するとステップ S 8 1 でレジスタ M E A Nにその時点のカフ圧 Pをストアする。この M E A Nは平均血圧である。ステップ S 82ではカフ 2の昇圧速度を 1 2·秒当り 5 OmmH gに制御する。昇圧中の最高血圧 U S Y Sの測定は 1回しか行わないので測定精度を高める。ステップ S 83では K音消滅（ S K P消滅）か否かを判別する。 K音消滅でない間はステップ S 82に戻る。やがて K音消滅するとステップ S 84でレジスタ D S Y Sにその時点のカフ圧 Pをストアする。この D SY Sはカフ昇圧中に検出した最高血圧 S Y Sである。ステップ S 85ではレジスタ P A S Y Sにその時点の脈波振幅 P Aをス卜ァする。この P A S Y Sは最高血圧 D S Y S検出時点の脈波振幅である。ステヅプ S 86 では加圧ポンプ 1 2を 0 F Fする。ステップ S 87では急排弁 1 4及び定排弁 1 5を開放する。これによりカフ圧は急減する。ステップ S 88ではカフ圧が ME AN (平均血圧） + 1 0 mmH gまで減圧されるのを待つ。やがてカフ圧が M E A N + 1 0 mmH gまで減圧されるとステップ S 89で急排弁 1 4 のみを閉鎖する。ステップ S 90では K音消滅（D K P消滅）を待つ。 K音消滅するとステップ S 9 1でレジスタ K D D I A にその時点のカフ圧 P (消滅検出前の最後の K音に対応するカフ圧）をストアする。この KD D I Aはカフ減圧中に検出した最低血圧 D D I Aである。ステップ S 92ではバイパスバルブ 29、急排弁 1 4を鬨放する。ステップ S 93ではカフ圧 P が 20 mm H gを下まわるのを待つ。カフ圧 Pが 2 0 mmH g を下まわるとステヅプ S 94で第 1 1図の評価処理を行う。ステップ S 95では被験者の最高血圧 D S Y S、最低血圧 D D I Aの情報等を表示する。

第 1 1図は M P U 9による評価手順のフローチャートである。ステップ S 1 0 1では { ( 0. 5 - α ) X P A m a X } ≤ P A S Y S≤ { (0. 5 + a ) X P A m a x } か否かを判別する。 P A S Y Sが上記範囲内にあればステップ S 84で検出した最高血圧 D SYSは正しいと判断される。また P AS YS が上記範囲内にない時はステップ S 1 02でレジスタ D S Y S に " E R R O R" メッセージをストアする。ステップ S 1 0 3では { ( 0. 8— 13 ) X P A m a X } ≤ P A D I A≤ { (0. 8 + /3 ) X P A m a x } か否かを判別する。 PA SY Sが上記範囲内にあればステップ S 78で検出した最低血圧 KUD I Aは一応確からしいと推定される。また P AS Y Sが上記範囲内にない時はステップ S 1 04でレジスタ K U D I A に E R R 0 R情報（例えば F F) をストアする。ステップ S 1 05では I KUD I A - K D D I A | ≤ 1 5mmH gか否かを判別する。該判別が範囲.内ならステップ S 1 0 9でレジスタ D D I Aにステヅプ S 9 1で検出した K D D I Aの内容をストアする。 '最低血圧の表示はカフ減圧時の測定結果を優先させる。またステップ S 1 05の判別が範囲外ならステップ S 1 0 6で KUD I A = E R R O R情報か否かを判別する。 K U D I A = E R R 0 R情報ならステヅプ S 1 07で D D I Aに "E R R O R" メヅセージをストアする。また KUD I A = E R R 0 R情報でなければステップ S 108で D D I Aに KU D I Aの内容をストアする。 K U D I Aはステップ S 1 03の評価を通過しているので最低血圧の表示に採用可能である。

尚、上述各計測方法では最高血圧、最低血圧の判定情報を L E D表示器 1 0に表示したが、これに限らない。他に音声等により出力しても良い。

また、上述各計測方法ではコネクタ 1 1を介して取り出した信号を C P U 3 3を介して処理する構成としたが、これに限らない。他にも、より簡便な構成として、例えばこれらの信号を所定の卜リガーにより直接的に C R T装置等で比較して見ることができるし、これにより聴診法の認識結果と比較することが可能である。あるいは、信号 S K P , D K P等により直接的にスピーカ等に所定音を発生させるようにしても、聴診法の認識結果と比較することが可能である。

以上述べた如く本発明によれば、カフ圧信号の脈波信号成分の推移に基づいて被験者の最高血圧が存在し得る範囲と最低血圧が存在し得る範囲を設定するので、特に振動性ノィズによる誤認識及びセンサの位置ずれ、センサの不良等による誤認識を有効に監視でき、計測が正しく行えたか否かを正しく判断できる。

また本発明によれば、コロ卜コフ音信号又は所定閾値の信号等を外部に取り出す信号取出手段及びそれらの信号を基にしての調整手段を備えるので、血圧測定の状態が容易に把握でき、使用時の校正が容易に行える。

また本発明によれば、聴診法又は他の基準となる測定結果と容易に比較できるので、種々の使用目的に容易に対処できる。

Claims

2 o 請求の範囲

( 1 ) コロトコフ音信に基づき被験者の血圧を測定する自動血圧計において、

カフ圧を検出してカフ圧信号を出力する力フ圧検出手段と、

コロトコフ音を検出してコロ卜コフ音信号を出力するコ口トコフ音検出手段と、

前記検出したコロ卜コフ音信号について増幅、フィルタリングの処理を行い、該処理をしたコロトコフ音信号と所定閾値を比較することにより該所定閾値を超えるコロ卜コフ音信号を抽出するコロトコフ音信号処理手段と、

前記抽出したコロトコフ音信号に基づいて最高血圧及び最低血圧を判定する血圧判定手段と、

前記検出したカフ圧信号の脈波信号成分の推移に基づいて被験者の最高血圧の存在し得る範囲と最低血圧の存在し得る範囲を設定する範囲設定手段と、

前記血圧判定手段が判定した血圧が前記範囲設定手段が設定した範囲に含まれるか否かを判定する評価手段と、

前記血圧判定手段が判定した血圧の情報及び前記評価手段による判定の情報を表示する表示手段を備えることを特徴とする自動血圧計。 .

( 2 ) 範囲設定手段は、カフの減圧計測又は昇圧計測のシーケンスに応じて、脈波信号成分の最大振幅 X η ( 0 < η < 1 ) の脈波信号が計測の開始又は終了行程で現われた時点のカフ圧を含む所定範囲を最高血圧の存在し得る範囲と設定し、かつ脈波信号成分の最大振幅 X m ( 0 < m < 1 ) の脈波信号が計測の終了又は開始行程で現われた時点のカフ圧を含む所定範囲を最低血圧の存在し得る範囲と設定することを特徴とする請求の範囲第 1項記載の自動血圧計。

( 3 ) 範囲設定手段は、カフの減圧計測又'は昇圧計測のシーケンスに応じて、連続する脈波信号成分の信号振幅が計測閧始行程で所定以上の増加率又は計測終了行程で所定以下の減少率を示す時はその時点のカフ圧を含む所定範囲を最高血圧の存在し得る範囲と設定し、かつ連続する脈波信号成分の信号振幅が計測終了行程で所定以下の減少率又は計測開始行程で所定以上の増加率を示すときはその時点のカフ圧を含む所定範囲を最低血圧の存在し得る範囲と設定することを特徵とする請求の範囲第 1項記載の自動血圧計。

( 4 ) 表示手段は評価手段が否と判定した血圧の情報に対して点滅情報を付加することを特徴とする請求の範囲第 1項記載の自動血圧計。

( 5 ) 表示手段は評価手段が否と判定した血圧の情報をエラーメッセージで置換えて表示することを特徴とする請求の範囲第 1項記載の自動血圧計。

( 6 ) コロ卜コフ音信に基づき被験者の血圧を測定する自動血圧計において、

検出したコロ卜コフ音信号について増幅、フィルタリングの処理を行い、該処理をしたコロ卜コフ音信号と所定閾値を比較することにより該所定閾値を超えるコロトコフ音信号を抽出するコロトコフ音信号処理手段と、

前記抽出したコ口トコフ音信号に基づいて最高血圧及び最低血圧を判定する血圧判定手段と、

前記処理をしたコロ卜コフ音信号又は前記所定閾値の信号を外部に取り出す信号取出手段と、

前記処理をしたコロ卜コフ音信号の振幅又は前記所定閾値又はフィルタ定数を外部から調整できる調整手段を備えることを特徵とする自動血圧計。

( 7 ) コロトコフ音信号処理手段は、

最高血圧付近のコロ卜コフ音信号を通過させる第 1のフィルタ手段及び該第 1のフィルタ手段を遒過したコロトコフ音信号と第 1の所定閾値を比較する第 1の比較手段と、

最低血圧付近のコロトコフ音信号を通過させる第 2のフィルタ手段及び該第 2のフィルタ手段を通過したコロ卜コフ音信号と第 2の所定閾値を比較する第 2の比較手段を備えることを特徴とする請求の範囲第 6項記載の自動血圧計。

( 8 ) 血圧判定手段は、カフの減圧計測又は昇圧計測のシーケンスに応じて、第 1の比較手段が抽出したコロ卜コフ音信号が発現又は消滅する時点の血圧を最高血圧と判定し、かつ第 2の比較手段が抽出したコロ卜コフ音信号が消滅又は発現する時点の血圧を最低血圧と判定することを特徴とする請求の範囲第 7 項記載の自動血圧計。