JPH01303125A - Method for measuring pessimistic blood blood pressure - Google Patents
Method for measuring pessimistic blood blood pressureInfo
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は、非観血血圧測定において、最低血圧の指標と
なるコロトコフ音及び平均血圧の指標となる脈波成分の
極大値を確実に識別したあと最高血圧を自動的に算出す
ることによって血圧を測定するという非観血血圧測定方
法に関するものである。Detailed Description of the Invention (Industrial Application Field) The present invention reliably identifies the maximum value of the Korotkoff sound, which is an indicator of diastolic blood pressure, and the pulse wave component, which is an indicator of mean blood pressure, in non-invasive blood pressure measurement. The present invention relates to a non-invasive blood pressure measurement method in which blood pressure is measured by automatically calculating the systolic blood pressure.
（従来の技術）
従来、上腕部にカフを巻き、まず動脈が閉鎖されるまで
カフ内に気体を圧送したあと、カフ圧を２〜３ ｍａ＋
Ｈｇ／ ｓｅｅ、の速度で徐々に排気していくとき逓減
カフ圧に伴って発生するコロトコフ音を、カフに備えた
マイクロフォンで検出し、最初にコロトコフ音が発生し
たときのカフ圧を最高血圧値とするとともに、さらに続
けて排気する過程で発生していた最後のコロトコフ音が
消滅したときのカフ圧を最低血圧値ととして測定する、
いわゆるＫ ｏｒｏｔｋｏｖ−Ｒｉｖａ Ｒｏｃｃｉ法
が一般的であったＯＫ ｏｒｏｔｋｏｖ−ＲＩｖａ Ｒ
ｏｃｃｉ法による従来の自動血圧測定方法におけるコロ
トコフ音検出識別方法は、（１）コロトコフ音と雑音と
の周波数成分の差から信号の有無を検出する方法。(Prior art) Conventionally, a cuff is wrapped around the upper arm, gas is pumped into the cuff until the artery is closed, and then the cuff pressure is increased to 2 to 3 ma+.
A microphone installed in the cuff detects the Korotkoff sound that occurs as the cuff pressure decreases when the patient gradually evacuates at a rate of Hg/see, and the cuff pressure when the Korotkoff sound first occurs is determined as the systolic blood pressure value. At the same time, the cuff pressure when the last Korotkoff sound that occurred during the continuous evacuation process disappears is measured as the diastolic blood pressure value.
The so-called K orotkov-Riva Rocci method was common.
The Korotkoff sound detection and identification method in the conventional automatic blood pressure measurement method using the OCCI method is (1) a method of detecting the presence or absence of a signal from the difference in frequency components between the Korotkoff sound and noise.
（２）コロトコフ音と雑音との電気的出力成分の差から
信号の有無を検出する方法。(2) A method of detecting the presence or absence of a signal from the difference in electrical output components between Korotkoff sound and noise.
（３）コロトコフ音と他の生体情報、例えば心電図Ｒ波
や指尖脈波との同期性を利用して信号の有無を検出する
方法等があった。(3) There was a method of detecting the presence or absence of a signal by utilizing the synchrony between Korotkoff sounds and other biological information, such as an electrocardiogram R wave or a fingertip pulse wave.
しかし、前記コロトコフ音検出識別方法のいずれにおい
ても、確実なコロトコフ音の検出識別は困難であり、自
動血圧Ｍｌｌ上上ネックになっていた。However, in all of the above-mentioned Korotkoff sound detection and identification methods, it is difficult to detect and identify Korotkoff sounds reliably, which poses a problem in automatic blood pressure Mll.
一方、いわゆる振動法においては、その測定基準となる
生体情報のゆえにＫ ｏｒｏｔｋｏｖ−Ｒｉｖａ Ｒｏ
ｃａｉ法のようにポイントで血圧測定点を認識すること
は困難であり、最高血圧、最低血圧ともに、ある範囲内
での血圧測定点を設定せざるを得ないという問題があり
、このことがいわゆる振動法における血圧測定誤差を生
む要因の一つとなっている。On the other hand, in the so-called vibration method, because of the biological information that serves as the measurement standard, the
It is difficult to recognize blood pressure measurement points using points as in the CAI method, and there is a problem in that blood pressure measurement points must be set within a certain range for both systolic and diastolic blood pressures. This is one of the causes of blood pressure measurement errors in the vibration method.
（発明が解決しようとする課題）
Ｋ ｏｒｏｔｋｏｖ−ＲＩｖａ Ｒｏｃｃｌ法による前
記従来の自動血圧測定方法においては、性状が多岐にわ
たるコロトコフ音すべてに対応して血圧測定の基準とな
るコロトコフ音を確実に検出識別することか困難である
。(Problems to be Solved by the Invention) In the conventional automatic blood pressure measurement method using the Korotkov-RIva Roccl method, it is possible to reliably detect and identify Korotkoff sounds, which serve as a reference for blood pressure measurement, in response to all Korotkoff sounds having a wide variety of properties. It is difficult to do.
また、測定中の***の移動や、カフの圧迫による腕や皮
膚の小きざみな動きによる擦過雑音等は、いずれも＃Ｊ
定時間の経過とともに、信号対雑音比（Ｓ／Ｎ比）を下
げ、誤動作の原因となって、血圧測定基準となるコロト
コフ音の検出識別をますます困難にしている。In addition, noise caused by movement of the body during measurement or small movements of the arm or skin caused by cuff pressure should be avoided with #J.
As time passes, the signal-to-noise ratio (S/N) decreases, causing malfunctions and making it increasingly difficult to detect and identify Korotkoff sounds, which serve as blood pressure measurement standards.
さらに血圧低下、循環不全、虚弱体質等の場合には生理
的にコロトコフ音そのものが減弱しているために相対的
にＳ／Ｎ比が低下し、誤動作は無論、血圧測定が不能と
なることさえあるという問題があった。Furthermore, in cases of low blood pressure, circulatory failure, weak constitution, etc., the Korotkoff sounds themselves are physiologically attenuated, resulting in a relative decrease in the S/N ratio, which can cause malfunctions and even make blood pressure measurement impossible. There was a problem.
そこで本発明が解決しようとする課題は、非観血血圧測
定において、最低血圧対応のコロトコフ音及び平均血圧
対応の脈波の存在を確実に認識させることにより、最高
血圧値は前記公式（１）を用いて自動的に算出すること
で、雑音や誤動作等による誤差をなくすことにより正確
な血圧７］）Ｉ定を可能にさせるという点にある。Therefore, the problem to be solved by the present invention is to reliably recognize the presence of the Korotkoff sound corresponding to the diastolic blood pressure and the pulse wave corresponding to the mean blood pressure in non-invasive blood pressure measurement, so that the systolic blood pressure value can be calculated using the above formula (1). By automatically calculating the blood pressure using the method, it is possible to accurately determine the blood pressure by eliminating errors caused by noise, malfunction, etc.
同時に、カフ内への気体の圧送の過程ですでに血圧測定
を終了させることにより、血圧測定時間を短縮させると
ともに、血圧測定誤差の要因ともなる過剰な加圧、及び
不適切な排気速度等による動脈の皆血等を回避するとい
う点も解決すべき課題とするものである。At the same time, by ending blood pressure measurement already in the process of pumping gas into the cuff, it not only reduces blood pressure measurement time, but also prevents excessive pressurization, inappropriate pumping speed, etc., which can cause errors in blood pressure measurement. Another issue to be solved is the avoidance of blood in the arteries.
（課題を解決する為の手段）
本発明に係る非観血血圧測定方法は以上のような課題を
解決するものであり、次に説明するような方法を採用し
た。(Means for Solving the Problems) The non-invasive blood pressure measurement method according to the present invention solves the above problems, and employs the method described below.
まず、非観血血圧測定において、上腕に巻いたカフ内に
気体を圧送して動脈を閉鎖させる過程で、被測定者の動
脈から発生するコロトコフ音に一致する血管音及び脈波
の両方を検出し、それぞれの血管音波形及び脈波成分を
予め設定されたパターン認識プログラムに従って波形認
識する。First, during non-invasive blood pressure measurement, during the process of pumping gas into a cuff wrapped around the upper arm to close the artery, both blood vessel sounds and pulse waves that match the Korotkoff sounds generated from the subject's artery are detected. Then, the waveforms of each blood vessel waveform and pulse wave component are recognized according to a preset pattern recognition program.
次に、このようにして認識された血管音波形及び脈波を
定性的及び定量的に検索して、前記血管音認識波形がコ
ロトコフ音を含む血圧測定基準に合致した場合に、血管
音中にコロトコフ音の発生があるものと判断し、最初の
コロトコフ音が発生したときに検出された圧力を最低血
圧値として記憶するとともに、脈波成分の極大値が検出
されたときの圧力を平均血圧値として記憶する。Next, the blood vessel sound waveform and pulse wave recognized in this way are qualitatively and quantitatively searched, and if the blood vessel sound recognition waveform matches the blood pressure measurement standard including Korotkoff sounds, It is determined that a Korotkoff sound has occurred, and the pressure detected when the first Korotkoff sound occurs is stored as the diastolic blood pressure value, and the pressure when the maximum value of the pulse wave component is detected is stored as the average blood pressure value. be memorized as
このようにして記録された最低血圧値及び平均血圧値に
基づいて前記式（１）により最高血圧値を算出し、算出
された最高血圧値を記憶することにより、血圧を自動的
に測定する。Based on the diastolic blood pressure value and mean blood pressure value recorded in this way, the systolic blood pressure value is calculated using the above formula (1), and the calculated systolic blood pressure value is stored, thereby automatically measuring blood pressure.
（作 用）
上記非観血血圧測定方法において、前記パターン認識プ
ログラムに従って認識された血管音波形の例えば電圧レ
ベルを、一定時間間隔をもった検索ポイント毎に検索し
、予め設定された検索ポイント数の範囲毎にピークＰを
決定する。(Function) In the above-mentioned non-invasive blood pressure measurement method, for example, the voltage level of the blood vessel sound waveform recognized according to the pattern recognition program is searched at every search point with a fixed time interval, and a preset number of search points is searched. The peak P is determined for each range.
次に、このピークＰが脈音によるものかコロトコフ音に
よるものかを予め定められたビーク判定基準に従って判
定する。Next, it is determined whether this peak P is due to a pulse sound or a Korotkoff sound according to a predetermined beak determination criterion.
このとき、このピークＰが脈音によるピークＰＡと判定
した場合は、このピークＰＡを基点として同基点以後の
予め設定された検索ポイント数ＮＡ間において前記ＰＡ
を越えない第２のピークＰＢを検索し、このピークＰＢ
の電圧と同ピークＰＢから数えて予め設定された検索ポ
イント数ＮＢだけ前の検索ポイントでの電圧とを比較演
算して算出された差が予め設定されたＶＡボルト以上で
あれば脈音の後にコロトコフ音の発生があると判定する
。At this time, if this peak P is determined to be a peak PA due to a pulse sound, the above PA will be
Search for a second peak PB that does not exceed
If the difference calculated by comparing and calculating the voltage at the search point before the preset number of search points NB counting from the same peak PB is equal to or greater than the preset VA volt, the voltage will be applied after the pulse sound. It is determined that Korotkoff sound is generated.
また、前記ピークＰが前記判定基準によりコロトコフ音
によるピークＰＣと判定した場合は、このピークＰＣを
基点としてこの基点以前の予め設定された検索ポイント
数ＮＣ間において前記ピークＰＣを越えない第２のピー
クＰＤを検索し、このピークＰＤの電圧と、同ピークＰ
Ｄから数えて予め設定された検索ポイント数ＮＤだけ前
の検索ポイントでの電圧とを比較演算して、算出された
差が予め設定されたＶＢボルト以上であればコロトコフ
音の前に脈音の発生があると判定する。In addition, if the peak P is determined to be a peak PC due to Korotkoff sounds according to the criteria, a second search point that does not exceed the peak PC within a preset number of search points NC before this base point, using this peak PC as a base point, is determined. Search for the peak PD, and calculate the voltage of this peak PD and the same peak P.
A comparison calculation is made between the voltage at the search point before the preset number of search points ND counting from D, and if the calculated difference is greater than or equal to the preset VB volt, the pulse sound is detected before the Korotkoff sound. It is determined that an occurrence has occurred.
さらに、前記ピークＰＡとピークＰＢを有する血管音波
形、及び前記ピークＰＣとピークＰＤを有する血管音波
形が、最低血圧に対応する血管音波形であるか否かを、
予め定められた最低血圧対応血管音基準波形と比較して
判定したうえ、この最低血圧対応血管音基準波形に合致
したコロトコフ音が最初に認識されたときのカフ圧を最
低血圧値とする。Furthermore, it is determined whether the vascular sound waveform having the peak PA and the peak PB and the vascular sound waveform having the peak PC and the peak PD are the vascular sound waveforms corresponding to the diastolic blood pressure.
The cuff pressure is determined by comparing it with a predetermined diastolic blood pressure-corresponding vascular sound reference waveform, and the cuff pressure at which the Korotkoff sound that matches the diastolic blood pressure-corresponding vascular sound reference waveform is first recognized is determined as the diastolic blood pressure value.
一方１．カフ圧の減少に伴い、脈波振幅が徐々に大きく
なり、同脈波振幅が最高血圧値を示す点より急激に増大
し、平均血圧値を示す点において極大を迎え、その後急
激に減少し、最低血圧値を示す点よりは徐々に小さくな
るという脈波振幅曲線をパターン認識プログラムにより
認識することにより、該脈波振幅曲線上の極大点を検出
し、この点に対応するカフ圧を平均血圧値とする。On the other hand 1. As the cuff pressure decreases, the pulse wave amplitude gradually increases, the pulse wave amplitude increases rapidly from the point where the systolic blood pressure value is indicated, reaches a maximum at the point where the mean blood pressure value is indicated, and then rapidly decreases. By using a pattern recognition program to recognize a pulse wave amplitude curve that gradually becomes smaller than the point indicating the diastolic blood pressure value, the maximum point on the pulse wave amplitude curve is detected, and the cuff pressure corresponding to this point is determined as the average blood pressure. value.
最後に、前記最低血圧値とともに、この平均血圧値を前
記式（１）に代入して算出された値を最高血圧値とする
ことにより、最高血圧及び最低血圧が測定される。Finally, the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure are measured by substituting this average blood pressure value into the equation (1) together with the diastolic blood pressure value and setting the calculated value as the systolic blood pressure value.
（実施例）
以下に本発明の一実施例を図面に従って具体的に説明す
る。(Example) An example of the present invention will be specifically described below with reference to the drawings.
第１図は本実施例の自動血圧計の血圧測定用演算制御ブ
ロック図を示したもので、演算制御作用の中心を成すも
のとしてマイクロコンピュータＣＰＵが用いられている
。FIG. 1 shows a block diagram of the arithmetic control for blood pressure measurement of the automatic blood pressure monitor of this embodiment, in which a microcomputer CPU is used as the center of the arithmetic control function.
同マイクロコンピュータＣＰＵには、同ＣＰＵが必要と
するクロック信号を供給するためのりアルタイムクロッ
ク回路１が接続されている。また、カフ３内に備えたマ
イクロフォン４が、上腕５の動脈６から発生した血管音
及び脈波を検出したとき、この検出された電気信号を増
幅するために設けられた増幅回路７の出力信号をデジタ
ル信号に変換するＡ／Ｄコンバータ回路２がマイクロコ
ンピュータＣＰＵに接続されている。A real-time clock circuit 1 is connected to the microcomputer CPU for supplying clock signals required by the CPU. Further, when the microphone 4 provided in the cuff 3 detects blood vessel sounds and pulse waves generated from the artery 6 of the upper arm 5, an output signal of an amplification circuit 7 provided for amplifying the detected electrical signal is generated. An A/D converter circuit 2 that converts the signal into a digital signal is connected to the microcomputer CPU.
また、カフ３内の圧力を検出して検出圧力対応の電気信
号を出力する圧力センサ８、及び同圧力センサ８から出
力された電気信号を増幅する圧力センサ増幅回路９が設
けられて、同圧力センサ増幅回路９から出力されたカフ
圧力対応のアナログ信号は、前記Ａ／Ｄコンバータ回路
２によりデジタル信号に変換されたあと、マイクロコン
ピュータＣＰＵに出力される。Further, a pressure sensor 8 that detects the pressure inside the cuff 3 and outputs an electrical signal corresponding to the detected pressure, and a pressure sensor amplification circuit 9 that amplifies the electrical signal output from the pressure sensor 8 are provided. The analog signal corresponding to the cuff pressure outputted from the sensor amplifier circuit 9 is converted into a digital signal by the A/D converter circuit 2, and then outputted to the microcomputer CPU.
またミ前記圧カセンサ増幅回路９には帯域フィルター１
０が接続され、同圧力センサ増幅回路９から出力された
電気信号のうち脈波成分については帯域フィルター１０
で検出され、その検出成分は前記Ａ／Ｄコンバータ回路
２に入力される。Additionally, the pressure sensor amplifier circuit 9 includes a bandpass filter 1.
0 is connected, and the pulse wave component of the electrical signal output from the pressure sensor amplifier circuit 9 is filtered by the bandpass filter 10.
The detected component is input to the A/D converter circuit 2.
さらに、血圧測定に必要な後述のパターン認識プログラ
ム、測定演算プログラム、最低血圧算出演算プログラム
及びその他の所定データを記憶させるためのプログラマ
ブルリードオンリーメモリＰ−ＲＯＭを備えた記憶回路
１１と、測定演算データ、パターン認識データ等を一時
的に記憶させるためのランダムアクセスメモリＲＡＭを
備えた記憶回路１２とがマイクロコンピュータＣＰＵに
接続されている。Furthermore, a storage circuit 11 includes a programmable read-only memory P-ROM for storing a pattern recognition program, a measurement calculation program, a diastolic blood pressure calculation calculation program, and other predetermined data necessary for blood pressure measurement, which will be described later, and measurement calculation data. , a storage circuit 12 including a random access memory RAM for temporarily storing pattern recognition data, etc. are connected to the microcomputer CPU.
さらに、マイクロコンピュータＣＰＵには、マイクロコ
ンピュータＣＰＵのアドレス指令及び出力指令により作
動する出力インターフェイス１３が接続され、同出力イ
ンターフェイス１３には最高血圧値表示用のＬＥＤ表示
器１４、最低血圧値表示用のＬＥＤ表示器１５とが接続
されている。Further, the microcomputer CPU is connected to an output interface 13 that is activated by address commands and output commands from the microcomputer CPU, and the output interface 13 has an LED display 14 for displaying the systolic blood pressure value and an LED display 14 for displaying the diastolic blood pressure value. An LED display 15 is connected.
また、連続的に被ＡＪ１定者の検査情報をプリントアウ
トするプリンタ１ＧとマイクロコンピュータＣＰＵとの
間で信号交信を行なうための人出力インターフエイス１
７が設けられ、同人出力インターフェイス１７とプリン
タ１６の間には、プリンタ用信号を伝送させるプリンタ
用インターフェイス１８が設けられている。In addition, there is also a human output interface 1 for signal communication between the microcomputer CPU and the printer 1G that continuously prints out the test information of the AJ1 examinee.
7, and a printer interface 18 for transmitting printer signals is provided between the doujin output interface 17 and the printer 16.
マイクロコンピュータＣＰＵには、さらに別の人出力イ
ンターフエイス１９が接続され、同人出力インターフェ
イス１９の入力部には、血圧測定をスタートさせるため
のスタートスイッチ５ＴＳＷ。Another human output interface 19 is connected to the microcomputer CPU, and the input section of the human output interface 19 includes a start switch 5TSW for starting blood pressure measurement.
リセットスイッチＲＥＳＷ、前記プリンタＩ６を作動さ
せるためのプリンタスイッチＰＲ８Ｗのそれぞれが接続
されており、同人出力インターフェイス１９は前記それ
ぞれのスイッチから出力される信号を前記マイクロコン
ピュータＣＰＵに伝送する。A reset switch RESW and a printer switch PR8W for operating the printer I6 are connected, and the doujin output interface 19 transmits signals output from the respective switches to the microcomputer CPU.
また、上記入出力インターフェイス１９の出力部には、
マイクロコンピュータＣＰＵから出力された信号を受信
して前記上腕５に巻いたカフ３内に気体を圧送する加圧
ポンプ２０を駆動させるための加圧ポンプ駆動回路２１
と、加圧ポンプ２０によって圧送された気体をカフ３内
から急速排気させるための急排気弁２２を駆動する急排
気弁駆動回路２３と、前記加圧気体をカフ３内から徐々
に排気させるための排気弁２４を駆動する排気弁駆動回
路２５とが接続されている。In addition, the output section of the input/output interface 19 includes:
a pressurizing pump drive circuit 21 for driving a pressurizing pump 20 that receives a signal output from the microcomputer CPU and pumps gas into the cuff 3 wrapped around the upper arm 5;
a rapid exhaust valve drive circuit 23 for driving a rapid exhaust valve 22 for rapidly exhausting the gas pumped by the pressurizing pump 20 from inside the cuff 3; An exhaust valve drive circuit 25 that drives the exhaust valve 24 is connected to the exhaust valve drive circuit 25 .
次に本実施例の血圧Ｍ１定作用を説明するとともに、第
１１図の１、第１１図の２にその作用の要約を５ＴＥＰ
Ｉ〜Ｓ Ｔ Ｅ Ｐ ２１から成るフローチャートによ
り示している。Next, the blood pressure M1 constant effect of this example will be explained, and a summary of the effect will be summarized in 1 in Fig. 11 and 2 in Fig. 11.
This is illustrated by a flowchart consisting of I to STEP21.
前記マイクロコンピュータＣＰＵに接続された記憶回路
！１には、前記マイクロフォン４が検出した血管音及び
脈波をパターン認識させるためのパターン認識プログラ
ムが格納され、マイクロコンピュータＣＰＵが前記ｉ／
Ｄコンバータ回路２から出力された血管音及び脈波対応
のデジタル信号を解析して、血管音及び脈波を時間対電
圧の関係でパターン認識する際、前記上腕５に巻いたカ
フ３内に圧送された気体、すなわちカフ圧が、上限設定
値、例えば２１０ ＋ｎｍＨｇに達したあと、徐々に排
気それる過程で、マイクロフォン４が検出した血管音及
び脈波のパターン認識を開始する。A memory circuit connected to the microcomputer CPU! 1 stores a pattern recognition program for pattern recognition of the blood vessel sounds and pulse waves detected by the microphone 4, and the microcomputer CPU runs the i/
When analyzing digital signals corresponding to blood vessel sounds and pulse waves output from the D converter circuit 2 and recognizing patterns of blood vessel sounds and pulse waves in terms of time versus voltage relationship, the signals are pumped into the cuff 3 wrapped around the upper arm 5. After the gas, that is, the cuff pressure, reaches the upper limit set value, for example, 210 + nmHg, and is gradually exhausted, pattern recognition of blood vessel sounds and pulse waves detected by the microphone 4 is started.
パターン認識をするに際して種々の波形定義をする必要
があり、その第１として血管音のをするピークを検出す
る。血管音のピークを検出する際に、血管音のパターン
認識が開始されたときから前記血管音対応のデジタル信
号を解析して、例えばＴミリ秒の時間間隔を有する個々
の検索ポイントでそれぞれのポイントにおける電圧を検
索し、例えばＮ検索ポイント間で電圧の最大値を保持し
た点を血管音の有するピークと定義する。例えば、第２
図に示すようにＮ検索ポイント間、すなわちＴ−Ｎミリ
秒間のそれぞれの検索ポイントにおける電圧のうちで最
大値を示した点Ｐｉ、Ｐ２．Ｐ３…をそれぞれビークポ
イントとしてその点の電圧をそれぞれピークとする。When performing pattern recognition, it is necessary to define various waveforms, the first of which is to detect the peak of blood vessel sounds. When detecting the peak of the vascular sound, the digital signal corresponding to the vascular sound is analyzed from the time when the pattern recognition of the vascular sound is started, and each point is detected at individual search points with a time interval of, for example, T milliseconds. For example, the point where the maximum value of the voltage is maintained among the N search points is defined as the peak of the blood vessel sound. For example, the second
As shown in the figure, points Pi, P2, . P3 . . . are respectively designated as peak points, and the voltages at those points are respectively set as peaks.
次に、ピークが脈音（コロトコフ音を含まない血管音）
によって発生したものであるか、コロトコフ音によって
発生したものであるかを区別する際のコロトコフ音と脈
音の判定基準として、第３図に示すように、ピークＰ４
と、ピークＰ４のＮ１検索ポイント前の検索ポイントＭ
ＰＩにおける電圧との差が、予め定められたｖ１１ボル
ト上あればコロトコフ音によるピークと判定し、ｖ１ボ
ルトに満たなければ脈音によるピークと判定する。Next, the peak is the pulse sound (vascular sound that does not include Korotkoff sounds)
As shown in Fig. 3, the peak P4
and the search point M before the N1 search point of peak P4.
If the difference from the voltage at PI exceeds a predetermined value of v11 volts, it is determined that the peak is due to Korotkoff sounds, and if it is less than v1 volts, it is determined that the peak is due to pulse sounds.
次に、脈音によるピークと判定したピークの後にコロト
コフ音が発生しているかどうかを判別するために、第４
図に示すように最初ピークＰ５とピークＰ５より１ポイ
ント後の電圧の差を演算する。Next, in order to determine whether Korotkoff sounds occur after the peak determined to be due to pulse sounds, the fourth
As shown in the figure, first, the difference between the peak P5 and the voltage one point after the peak P5 is calculated.
以後、順次、予め設定された最大Ｎ２検索ポイントの範
囲で隣接する検索ポイント間の電圧差を演算してゆき、
この電圧差が負を示したとき、連続するＮ２検索ポイン
トの演算において電圧差が連続して負であるかどうかを
調べる。Thereafter, the voltage difference between adjacent search points is sequentially calculated within the range of the preset maximum N2 search points,
When this voltage difference shows a negative value, it is checked whether the voltage difference is continuously negative in the calculation of consecutive N2 search points.
このとき、負の電圧差が連続した最後の検索ポイントＰ
ｅの電圧と、その検索ポイントＰｅから予め設定された
Ｎ３検索ポイント前の検索ポイントＭＰ２の電圧との差
が、予め設定されたｖ２ボルト以上あれば脈音Ｍのあと
にコロトコフ音Ｋが存在すると判定する。At this time, the last search point P where negative voltage differences are continuous
If the difference between the voltage at e and the voltage at the search point MP2 before the search point Pe and the preset N3 search point is greater than or equal to the preset v2 volts, it is determined that the Korotkoff sound K is present after the pulse sound M. judge.
次に、前記第３図に示したような判定手段によって定義
されたピークがコロトコフ音によるピークと判定された
場合でも、雑音によるピークではなく、血管音によるピ
ークであることを確実に確認する必要がある。Next, even if the peak defined by the determination means shown in FIG. There is.
そのた°め、脈音の存在を確認する必要があり、その確
認手段として、第５図、もしくは第６図に示すように、
最初ピークＰ６とピークＰ６より１検索ポイント前の電
圧の差を演算する。Therefore, it is necessary to confirm the presence of pulse sounds, and as a means of confirmation, as shown in Fig. 5 or 6,
First, the difference between the peak P6 and the voltage one search point before the peak P6 is calculated.
以後、順次、予め設定された最大Ｎ４検索ポイントの範
囲で隣接する検索ポイント間の電圧差を演算してゆき、
この電圧差が負を示した検索ポイントを含めて連続した
２検索ポイントの演算において、電圧差が連続して負で
あるかどうかを調べる。Thereafter, the voltage difference between adjacent search points is sequentially calculated within the range of the preset maximum N4 search points,
In the calculation of two consecutive search points including the search point where the voltage difference is negative, it is checked whether the voltage difference is consecutively negative.
このとき、負の電圧差が連続した最後の検索ポイントＰ
ｇの電圧と、ピークＰ６より数えてＮ４検索ポイント前
の電圧との差が、予め設定されたｖ３ボルト以上あれば
コロトコフ音の前に脈音Ｍがあると判定する。At this time, the last search point P where negative voltage differences are continuous
If the difference between the voltage g and the voltage before the N4 search point counting from the peak P6 is equal to or greater than the preset value v3 volts, it is determined that the pulse sound M is present before the Korotkoff sound.
次に、最低血圧ｉ１１？Ｊ定に必要なコロトコフ音を含
んだ血管音波形定義を説明する。Next, diastolic blood pressure i11? The definition of a blood vessel waveform including Korotkoff sounds necessary for J determination will be explained.
最低血圧測定時に認識されるコロトコフ音を含んだ血管
音の波形は、一般に第７図に示すような波形を有する。The waveform of blood vessel sounds including Korotkoff sounds recognized when measuring diastolic blood pressure generally has a waveform as shown in FIG.
第７図に示す血管音波形において、ピークＰ７より前の
予め設定されたＮ６検索ポイント間において同−電圧及
びその電圧を中心として、許容範囲上■９ボルトの電圧
が予め設定されたＮ７検索ポイント続く範囲の最もピー
クＰ７に近い検索ポイントを起始部Ｓ１とする。In the blood vessel waveform shown in FIG. 7, the same voltage exists between the preset N6 search points before peak P7, and the N7 search point has a preset voltage of 9 volts within the allowable range, centering on that voltage. The search point closest to the peak P7 in the following range is defined as the starting point S1.
さらに、ピークＰ７と起始部Ｓ１との間の各検索ポイン
トにおける電圧の差を、ピークＰ７より起始部Ｓ１の方
向に１検索ポイント毎に演算していく過程で、電圧差が
＋４−４＋となる変曲点もしくは電圧差が＋→０−十と
なるノツチが存在し、かつ、第８図に示す斜線区域ＡＲ
すなわち、ピークＰ７より予め設定されたＮ８検索ポイ
ント前Ｐｊ点と、起始部Ｓ１より予め設定されたＮ９検
索ポイント前Ｐｉ点の範囲と、ピークＰ７よりＶ４ボル
ト低い電圧と起始部Ｓ１における電圧よりＶ５ボルト高
い電圧の範囲で囲まれた区域ＡＲにおいて前記変曲点も
しくはノツチが存在すれば、コロトコフ音の発生がある
ものと判定する。Furthermore, in the process of calculating the voltage difference at each search point between the peak P7 and the starting point S1 from the peak P7 toward the starting point S1, the voltage difference is +4-4+ There is an inflection point or a notch where the voltage difference becomes +→0-1, and the shaded area AR shown in FIG.
That is, the range of the Pj point before the N8 search point preset from the peak P7, the Pi point before the N9 search point preset from the starting part S1, the voltage V4 volts lower than the peak P7, and the voltage at the starting part S1. If the inflection point or notch exists in the area AR surrounded by the voltage range that is V5 volts higher, it is determined that Korotkoff sound is occurring.
なお、上記斜線区域ＡＲを設けた理由は、前記マイクロ
フォン４が検出した血管音をＡ／Ｄ変換する際の変換特
性によって、特にピークＰ７付近及び起始部Ｓｌ付近を
前記変曲点もしくはノツチと誤認識する恐れがあり、こ
の誤認識を防ぐためである。The reason why the shaded area AR is provided is that the conversion characteristics when A/D converting the blood vessel sound detected by the microphone 4 make it particularly difficult to set the vicinity of the peak P7 and the vicinity of the starting point Sl as the inflection point or notch. There is a risk of erroneous recognition, and this is to prevent this erroneous recognition.
以上のような変曲点もしくはノツチが存在した場合コロ
トコフ音の発生があるものと判定し、このコロトコフ音
が消滅したあと、脈音が例えば３拍続いたときに最後の
コロトコフ音に対応した前記カフ３のカフ圧を最低血圧
値として認識する。If there is an inflection point or notch as described above, it is determined that a Korotkoff sound has occurred, and after this Korotkoff sound disappears, when the pulse sound continues, for example, for three beats, the above-mentioned corresponding to the last Korotkoff sound is determined. The cuff pressure of cuff 3 is recognized as the diastolic blood pressure value.
パターン認識の第２として脈波を検出する。第９図は脈
波を示したものであり、第１Ｏ図は脈波の振幅の変化を
示す包絡曲線である。The second step in pattern recognition is to detect pulse waves. FIG. 9 shows a pulse wave, and FIG. 1O shows an envelope curve showing changes in the amplitude of the pulse wave.
第１０図を参照しながら脈波の振幅の変化過程を説明す
ると、脈波振幅は時間の経過、すなわちカフ圧の減少に
従い徐々に大きくなり８点より急激に増大し、Ｍ点にお
いて極大を迎え、その後急激に減少し、Ｄ点よりは徐々
に小さくなり０点で零となる。このとき、８点に対応す
るカフ圧が最高血圧値、Ｍ点に対応するカフ圧が平均血
圧値、Ｄ点に対応するカフ圧が最低血圧値となることが
知られている。この現象を用いて＋ｆｕ圧を決定する方
法が振動法である。To explain the change process of the pulse wave amplitude with reference to Fig. 10, the pulse wave amplitude gradually increases with the passage of time, that is, as the cuff pressure decreases, increases sharply from point 8, and reaches a maximum at point M. , then rapidly decreases, gradually becoming smaller than point D, and becomes zero at point 0. At this time, it is known that the cuff pressure corresponding to the 8 points is the systolic blood pressure value, the cuff pressure corresponding to the M point is the average blood pressure value, and the cuff pressure corresponding to the D point is the diastolic blood pressure value. The vibration method is a method for determining +fu pressure using this phenomenon.
この脈波振幅曲線においては、いかなる場合においても
必ず極大値を示す点Ｍは存在するものである。従って、
極大値を示す点Ｍを検出することは容易かつ確実である
。そこで本発明においては点Ｍにおける振幅値を使用し
て平均血圧値を認識する。In this pulse wave amplitude curve, there is always a point M that exhibits a maximum value in any case. Therefore,
It is easy and reliable to detect the point M showing the maximum value. Therefore, in the present invention, the amplitude value at point M is used to recognize the average blood pressure value.
まず、カフ圧が一定の緩やかな速度で低下し始めるとマ
イクロコンピュータＣＰＵはパラメータＨの算出を開始
する。First, when the cuff pressure starts to decrease at a constant slow rate, the microcomputer CPU starts calculating the parameter H.
ここで、パラメータＨ等の語句について説明すると、パ
ラメータＨとは１ウインドにおける脈波振幅値の代表値
であって、１ウインド毎に１つのパラメータＨが算出さ
れることになる。このウィンドとは、記憶容量を最小に
するため、測定時間、つまりカフ圧の減少過程を短い時
間に区分した時間区間であり、各ウィンド毎に脈波振幅
が算出され１つのパラメータＨが決定される
パラメータＨは１回算出され、る毎にその回数がｉで示
されるもので、平均血圧値が決定されるまでパラメータ
Ｈの算出が繰返される。つまり、この算出された最後の
パラメータＩＩＩと、パラメータ１１ｉ以前に得られた
パラメータＩＩ Ｉ −１の最大値ＩＩ ｌｌ１ａ ｘ
とを比較して、１１１ ＞ ｉｌｍａｘの時は脈波振幅
値の包絡曲線が上昇過程にあるので、パラメータＨの最
大値Ｈ＋ｎａｘは順次更新され、脈波振幅曲線の極大値
Ｍになると、パラメータＨの最大値Ｈｍａｘが決定され
ることになり、この最大値Ｉｆ ｍ ａ ｘに対応する
時点のカフ圧を平均血圧値として認識する。Here, to explain the terms such as parameter H, parameter H is a representative value of the pulse wave amplitude value in one window, and one parameter H is calculated for each window. This window is a time interval in which the measurement time, that is, the process of decreasing cuff pressure, is divided into short periods in order to minimize storage capacity.The pulse wave amplitude is calculated for each window, and one parameter H is determined. The parameter H is calculated once, and the number of calculations is indicated by i each time, and the calculation of the parameter H is repeated until the average blood pressure value is determined. In other words, this calculated last parameter III and the maximum value II ll1a x of the parameter II I −1 obtained before the parameter 11i
Compared to The maximum value Hmax of is determined, and the cuff pressure at the time corresponding to this maximum value Ifmax is recognized as the average blood pressure value.
以上に述べた方法によって認識された最高血圧値及び平
均血圧値は、マイクロコンピュータＣＰＵに接続された
記憶回路１２に記憶され、前記記憶回路ＩＩに予め設定
された、前記最高血圧値算出公式（１）に代入され、算
出された値が最高血圧値として認識されるとともに、記
憶回路１２に記憶される。The systolic blood pressure value and the mean blood pressure value recognized by the method described above are stored in the memory circuit 12 connected to the microcomputer CPU, and the systolic blood pressure value calculation formula (1) is stored in the memory circuit 12 connected to the microcomputer CPU. ) and the calculated value is recognized as the systolic blood pressure value and is stored in the storage circuit 12.
このようにして認識された最高血圧値及び最低血圧値が
、それぞれ、前記最高血圧値表示用ＬＥＤ表示器１４及
び最低血圧値表示用ＬＥＤ表示器１５に表示される。The systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value thus recognized are displayed on the systolic blood pressure value display LED display 14 and the diastolic blood pressure value display LED display 15, respectively.
なお、以上の作用を要約した形で第１１図の１、第１１
図の２において５ＴＥＰ １〜Ｓ Ｔ Ｅ Ｐ ２１か
ら成るフローチャートにより説明している。In addition, the above actions can be summarized as 1 and 11 in Figure 11.
In FIG. 2, the process is explained using a flowchart consisting of 5TEP1 to STEP21.
（発明の効果）
以上のように、本発明によれば、被測定者の動脈から発
生する血管前及び脈波を予め定められたパターン認識プ
ログラムに従って波形認識し、認識された波形を定性的
及び定量的に検索することによって、非観血血圧測定に
おける最低血圧の指標となるコロトコフ音、及び平均血
圧の指標となる脈波振幅の極大値を明確かつ正確に検出
識別できるため、最高血圧値及び最低血圧値を容易かつ
正確に測定することができ、さらに、カフ内圧の排気過
程をまたずして最高血圧値及び最低血圧値を測定するこ
とができるため、血圧測定に要する測定時間を短縮させ
ることができるという効果がある。(Effects of the Invention) As described above, according to the present invention, the waveforms of the prevascular and pulse waves generated from the artery of the subject are recognized according to a predetermined pattern recognition program, and the recognized waveforms are qualitatively and By quantitatively searching, it is possible to clearly and accurately detect and identify the Korotkoff sounds, which are indicators of diastolic blood pressure in non-invasive blood pressure measurement, and the maximum value of pulse wave amplitude, which is an indicator of mean blood pressure. The diastolic blood pressure value can be easily and accurately measured, and the systolic and diastolic blood pressure values can be measured without going through the cuff internal pressure evacuation process, reducing the measurement time required for blood pressure measurement. It has the effect of being able to
第１図は本発明の一実施例の演算制御ブロック図。
第２図〜第８図は本発明の一実施例の血管前波形検索説
明図。
第９図及び第１０図は本発明の一実施例の脈波検索説明
図。
第１１図の１及び第１１図の２は本発明の一実施例の作
用を要約したフローチャート図。
３…カ フ
４…マイクロフォン
５…上 腕
６…動 脈
８…圧力センサ
ＩＯ…帯域フィルター
１１．１２…記憶回路
２０…加圧ポンプ
２４…排 気 弁
ＣＰＵ…マイクロコンピュータ
Ｋ…コロトコフ音
Ｍ…脈 音
第 ２ ロ
メ ３ 図
第 ４１！ｌ
第 ｓｍ
第 ｌ 図
ヌ ７ 図
第 ３ 図
第 ２１！１１
系 １０ 図 時間
讃／／図の２FIG. 1 is a calculation control block diagram of an embodiment of the present invention. FIGS. 2 to 8 are explanatory diagrams for retrieving prevascular waveforms according to an embodiment of the present invention. FIG. 9 and FIG. 10 are explanatory diagrams for pulse wave search according to an embodiment of the present invention. 11 in FIG. 11 and FIG. 11 in 2 are flowchart diagrams summarizing the operation of an embodiment of the present invention. 3...Cuff 4...Microphone 5...Upper arm 6...Artery 8...Pressure sensor IO...Band filter 11.12...Memory circuit 20...Pressure pump 24...Exhaust valve CPU...Microcomputer K...Korotkoff sound M...Pulse Sound No. 2 Lome 3 Diagram No. 41! l No. sm No. l Fig. 7 Fig. 3 Fig. 21!11 Series 10 Fig. Time Sanction//Fig. 2
Claims (1)
に気体を圧送して動脈を閉鎖させる過程で、自動的に最
高血圧及び最低血圧を測定する際、カフ内への気体の圧
送に伴って発生するコロトコフ音に一致する血管音と脈
波の両方を検出し、それぞれの血管音波形及び脈波成分
を予め定められたパターン認識プログラムに従って認識
したうえ、前記カフ内に気体を圧送する過程で、前記血
管音認識波形がコロトコフ音を含む血管音波形基準に合
致した場合に、血管音中にコロトコフ音の発生があるも
のと判断し、最初のコロトコフ音が発生したときに検出
された圧力を最低血圧値として記憶するとともに、脈波
成分の極大値が検出されたときの圧力を平均血圧値とし
て記憶し、該記録された最低血圧値及び平均血圧値に基
づいて、後に示した式（１）により最高血圧値を算出し
、算出された最高血圧値を記憶することにより、最高血
圧値及び最低血圧値を測定することを特徴とする非観血
血圧測定方法。 最高血圧＝３×平均血圧−２×最低血圧…（１）（２）
非観血血圧測定において、前記カフ内への気体の圧送に
伴って発生するコロトコフ音に一致する血管音及び脈波
成分から最低血圧値及び最高血圧値を決定し、前記カフ
内圧の排気過程をまたずして、最高血圧値及び最低血圧
値を測定することを特徴とする特許請求の範囲第１項に
記載の非観血血圧測定方法。(1) In non-invasive blood pressure measurement, gas is pumped into the cuff wrapped around the upper arm to close the artery, and when the systolic and diastolic blood pressures are automatically measured, gas is pumped into the cuff. detects both blood vessel sounds and pulse waves that match the Korotkoff sounds that occur with In the process, if the blood vessel sound recognition waveform matches the blood vessel sound waveform criteria including Korotkoff sounds, it is determined that Korotkoff sounds occur in the blood vessel sounds, and the detection is performed when the first Korotkoff sound occurs. The pressure at which the maximum value of the pulse wave component was detected is stored as the diastolic blood pressure value, and the pressure at which the maximum value of the pulse wave component is detected is stored as the average blood pressure value. A non-invasive blood pressure measuring method, characterized in that the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value are measured by calculating the systolic blood pressure value using equation (1) and storing the calculated systolic blood pressure value. Systolic blood pressure = 3 x mean blood pressure - 2 x diastolic blood pressure... (1) (2)
In non-invasive blood pressure measurement, the diastolic blood pressure value and the systolic blood pressure value are determined from the blood vessel sounds and pulse wave components that correspond to the Korotkoff sounds generated as gas is pumped into the cuff, and the evacuation process of the cuff internal pressure is determined. The non-invasive blood pressure measuring method according to claim 1, further comprising measuring a systolic blood pressure value and a diastolic blood pressure value.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63135059A JPH01303125A (en) | 1988-06-01 | 1988-06-01 | Method for measuring pessimistic blood blood pressure |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63135059A JPH01303125A (en) | 1988-06-01 | 1988-06-01 | Method for measuring pessimistic blood blood pressure |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01303125A true JPH01303125A (en) | 1989-12-07 |
Family
ID=15142933
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63135059A Pending JPH01303125A (en) | 1988-06-01 | 1988-06-01 | Method for measuring pessimistic blood blood pressure |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH01303125A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN110720902A (en) * | 2019-11-07 | 2020-01-24 | 浙江华诺康科技有限公司 | Blood pressure measuring method and sphygmomanometer |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59129051A (en) * | 1983-01-14 | 1984-07-25 | 株式会社 日本コ−リン | Measurement of blood pressure |
| JPS60193441A (en) * | 1984-03-14 | 1985-10-01 | オムロン株式会社 | Electronic hemomanometer |
| JPS61284230A (en) * | 1985-06-11 | 1986-12-15 | 株式会社 スズケン | Qualitative confirmation of blood vessel sound in non-obseving measurement of blood pressure |
| JPH01189644A (en) * | 1988-01-26 | 1989-07-28 | Fuji Photo Film Co Ltd | Positive type photoresist composition |
| JPH03158856A (en) * | 1989-11-17 | 1991-07-08 | Nippon Zeon Co Ltd | Positive type resist composition |
-
1988
- 1988-06-01 JP JP63135059A patent/JPH01303125A/en active Pending
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59129051A (en) * | 1983-01-14 | 1984-07-25 | 株式会社 日本コ−リン | Measurement of blood pressure |
| JPS60193441A (en) * | 1984-03-14 | 1985-10-01 | オムロン株式会社 | Electronic hemomanometer |
| JPS61284230A (en) * | 1985-06-11 | 1986-12-15 | 株式会社 スズケン | Qualitative confirmation of blood vessel sound in non-obseving measurement of blood pressure |
| JPH01189644A (en) * | 1988-01-26 | 1989-07-28 | Fuji Photo Film Co Ltd | Positive type photoresist composition |
| JPH03158856A (en) * | 1989-11-17 | 1991-07-08 | Nippon Zeon Co Ltd | Positive type resist composition |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN110720902A (en) * | 2019-11-07 | 2020-01-24 | 浙江华诺康科技有限公司 | Blood pressure measuring method and sphygmomanometer |
| CN110720902B (en) * | 2019-11-07 | 2022-08-16 | 浙江华诺康科技有限公司 | Blood pressure measuring method and sphygmomanometer |
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