JPS61119243A - Electronic hemomanometer - 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。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】 （イ）産業上の利用分野 この発明は、電子血圧計、特に振動法採用の電子血圧計
に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION (a) Field of Industrial Application This invention relates to an electronic blood pressure monitor, particularly an electronic blood pressure monitor employing a vibration method.

（ロ）従来の技術 一般に、カフを上腕に巻き、最高血圧を越えるまで加圧
した後、減圧してゆくと、カフ圧が動脈拍動に伴い規則
的に継続する振動（脈波）を生じる。そして、この脈波
は、減圧過程で当初は振幅が小さく、徐々に太き（なり
、最大振幅を経た後、今度は徐々に小さくなっていく。(b) Conventional technology Generally, when a cuff is wrapped around the upper arm and the pressure is increased until it exceeds the systolic blood pressure, then the pressure is reduced, the cuff pressure produces regular continuous vibrations (pulse waves) in conjunction with the arterial pulsations. . During the pressure reduction process, this pulse wave initially has a small amplitude, gradually becomes thicker, and after reaching its maximum amplitude, it gradually becomes smaller.

このカフ圧と脈波振幅の間に相関があり、最大振幅に対
応するカフ圧が平均血圧、振幅が急に立上がる点のカフ
圧が最高血圧、振幅が急に立下がる点のカフ圧が最低血
圧に相当することが知られており、この原理を利用して
血圧測定を行うのが振動法による電子血圧計である。There is a correlation between this cuff pressure and pulse wave amplitude; the cuff pressure corresponding to the maximum amplitude is the mean blood pressure, the cuff pressure at the point where the amplitude suddenly rises is the systolic blood pressure, and the cuff pressure at the point where the amplitude suddenly falls is the cuff pressure. It is known that this corresponds to the diastolic blood pressure, and an electronic blood pressure monitor using the vibration method uses this principle to measure blood pressure.

それゆえ、振動法採用の電子血圧計では、先ず、所定値
まで加圧したカフ圧の減圧過程での、変化する脈波振幅
を検出する必要がある。Therefore, in an electronic blood pressure monitor that employs the vibration method, it is first necessary to detect the changing pulse wave amplitude during the process of reducing the cuff pressure that has been increased to a predetermined value.

゛　この脈波振幅の変化を検出するのに、従来は、脈波
の１拍毎の振幅（最大値と最低値の差）を連続的に検出
している。このため、脈波信号を１拍毎に区切る操作（
脈波区切）を行っていた。この脈波区切を第７図を参照
して説明する。脈波信号が圧力センサ、帯域フィルタ等
を通してＭＰＵ　（マイクロコンピュータ）に取り込ま
れると、ＭＰＵは計算処理により脈波信号〔第７図（ａ
）〕を微分する。この微分された脈波信号を第７図（ｂ
）に示している。この微分脈波信号に対し、スレ７１　
　　　　　ショルドレベルＴＨを設定しておき、微分脈
波信号の増加過程で、微分脈波信号がスレッショルドレ
ベルＴＨと交叉する点〔第７図（ｂ）のＡ１、Ａ２　、
Ａ３・・−・・・〕を脈波の区切点〔第７図（ａ）のＢ
１、Ｂ２　、’Ｂ３・・・・・・〕としている。そして
隣接する区切点間８１〜Ｂ２．８２〜Ｂ　３　、Ｂ　３
〜Ｂ４・・・・・・における脈波の最大値と最小値の差
Ｈ１、Ｈ２、Ｈ：］・・・・・・を求め、１拍について
の脈波振幅値を得るようにしている。゛ In order to detect this change in pulse wave amplitude, conventionally, the amplitude (difference between the maximum value and the minimum value) of each pulse wave is continuously detected. For this reason, the operation of dividing the pulse wave signal into individual beats (
Pulse wave segmentation) was performed. This pulse wave division will be explained with reference to FIG. When the pulse wave signal is taken into the MPU (microcomputer) through a pressure sensor, bandpass filter, etc., the MPU calculates the pulse wave signal [Figure 7 (a)
)]. This differentiated pulse wave signal is shown in Figure 7 (b
). For this differential pulse wave signal, thread 71
A threshold level TH is set, and in the process of increasing the differential pulse wave signal, the point where the differential pulse wave signal crosses the threshold level TH [A1, A2, A2 in FIG. 7(b),
A3...] is the dividing point of the pulse wave [B in Figure 7 (a)
1, B2, 'B3...]. And between adjacent break points 81~B2.82~B3, B3
The difference H1, H2, H: ] between the maximum value and minimum value of the pulse wave at ~B4... is determined to obtain the pulse wave amplitude value for one beat.

（ハ）発明が解決しようとする問題点 上記のような脈波区切を行うと、一応、各脈波毎の脈波
振幅を検出できる。しかし脈波区切は、実際の処理過程
では、諸要因による様々な不都合が生じ、その不都合を
回避するために、特別の処理を施す必要があり、ＭＰＵ
内のＲＯＭ上のプロダラムが増大するという問題があっ
た。(c) Problems to be Solved by the Invention If the pulse waves are segmented as described above, the pulse wave amplitude of each pulse wave can be detected. However, in the actual processing process of pulse wave segmentation, various inconveniences occur due to various factors, and in order to avoid these inconveniences, it is necessary to perform special processing, and the MPU
There was a problem in that the amount of program data on the internal ROM increased.

例えば、第８図（ａ）に示すような病的脈波の場合、微
分脈波信号が第８図（ｂ）に示すように、スレッショル
ドレベルＴＨと交叉する点が１拍中に２箇所現れること
になり、１拍中の脈波振幅の算出が困難となる。また、
正常な脈波でも、脈波の絶対的な大きさは個人によって
相違し、一般に　　　　　ｌ。For example, in the case of a pathological pulse wave as shown in Figure 8(a), two points at which the differential pulse wave signal crosses the threshold level TH appear in one beat, as shown in Figure 8(b). This makes it difficult to calculate the pulse wave amplitude during one beat. Also,
Even in a normal pulse wave, the absolute size of the pulse wave varies from person to person, and is generally l.

脈波の大きい人の最大脈波振幅は、脈波の小さい人の実
用範囲での最小振幅の少なくとも４〜５倍になり、上記
スレッショルドレベルＴＨを単一値にしたのでは、脈波
区切を行えない場合がある。The maximum pulse wave amplitude of a person with a large pulse wave is at least 4 to 5 times the minimum amplitude in the practical range of a person with a small pulse wave. It may not be possible to do so.

従って、あらゆる脈波信号について正常な脈波区切を行
うには、本来的な脈波区切処理以外に、不具合に対応す
る多くの補助的処理が必要となり、これら補助的処理を
付加することにより、ＲＯＭ上のプログラムが増大する
。そのためプログラム設計、開発の困難性を大としＲＯ
Ｍ、ＲＡＭの容量が大なるものを要し、これらがコスト
アップを生起するとともに、処理速度を低下させること
になる。Therefore, in order to perform normal pulse wave segmentation for all pulse wave signals, in addition to the original pulse wave segmentation process, many auxiliary processes to deal with defects are required.By adding these auxiliary processes, The program on ROM increases. Therefore, the difficulty of program design and development increases and RO
M, a large RAM capacity is required, which increases costs and reduces processing speed.

この発明は、上記に鑑み、簡単に脈波振幅が検出でき、
プログラムが容易、ＲＯＭ、ＲＡＭが小容量でよい電子
血圧計を提供することを目的としている。In view of the above, this invention allows pulse wave amplitude to be easily detected.
The purpose of the present invention is to provide an electronic blood pressure monitor that is easy to program and requires a small amount of ROM and RAM.

（ニ）問題点を解決するための手段及び作用この発明の
電子血圧計は、第１図に概略構成を示すように、カフ圧
と、このカフ１に連結され、カフ圧を加圧あるいは減圧
するための圧力系２と、カフ圧を電気信号に変換する圧
力センサ３と、この圧力センサ３の出力をカフ圧信号と
して得るカフ圧検出部４と、前記圧力センサ３の出力の
脈波成分を検出する脈波検出手段５と、時間順次の一定
区間毎に前記脈波検出手段５で検出される脈波レベルの
最高値と最低値の差値を算出する区間差値演算手段６と
、前記時間順次の区間毎の差値とこの差値に対応するカ
フ圧を記憶する記憶手段７と、前記差値データの最高値
を抽出する差値最高値抽出手段８と、抽出された差値最
高値に所定値を演算して得られる差値に対応するカフ圧
を被測定血圧とする血圧決定手段９とから構成されてい
る。(d) Means and Effects for Solving the Problems The electronic blood pressure monitor of the present invention, as shown schematically in FIG. a pressure system 2 for converting cuff pressure into an electrical signal, a cuff pressure detection unit 4 for obtaining the output of this pressure sensor 3 as a cuff pressure signal, and a pulse wave component of the output of the pressure sensor 3. a pulse wave detection means 5 for detecting the pulse wave level, and an interval difference calculation means 6 for calculating the difference between the highest and lowest pulse wave levels detected by the pulse wave detection means 5 in each time-sequential fixed interval; a storage means 7 for storing the difference value for each time-sequential section and a cuff pressure corresponding to the difference value; a maximum difference value extracting means 8 for extracting the highest value of the difference value data; and an extracted difference value. The blood pressure determining means 9 defines the cuff pressure corresponding to the difference value obtained by calculating a predetermined value from the maximum value as the blood pressure to be measured.

この電子血圧計において、圧力系２によりカフ１が所定
値まで加圧され、その後減圧される過程で、そのカフ圧
が圧力センサ３を経てカフ圧検出部４で検出れる。また
圧力センサ３の出方に含まれる脈波成分は脈波検出手段
５で検出される。この脈波レベルの検出は、比較的早い
周期で行われる。また区間差値演算手段６では、時間順
次の−定区間毎に、上記脈波レベルの最高値と最低値の
差値を演算する。この区間は、第２図（ａ）に示すよう
に、時間ｔの経過に応じＷ＋　、Ｗ２　、Ｗ３・・・・
・・と推移してゆくものであり、１期間は１．５秒程度
に設定される。そして各区間Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３・・・・
・・における算出された差値Ｈ（１）、Ｈ（２）、Ｈ（
３）・・・・・・を区間の近似的脈波振幅として得〔第
２図（ｂ）参照〕、この脈波振幅と対応するカフ圧が記
憶手段７に記憶される。このカフ圧と脈波振幅（差値）
の関係は第３図に示すようになるので、差値最高値抽出
手段８で差値の最高値を抽出し、さらにこの抽出された
差値最高値に所定値を乗算して、得られる差値に対応す
るカフ圧を被測定血圧と決定する。In this electronic blood pressure monitor, the cuff 1 is pressurized to a predetermined value by the pressure system 2, and in the process of being depressurized thereafter, the cuff pressure is detected by the cuff pressure detection unit 4 via the pressure sensor 3. Further, the pulse wave component included in the output of the pressure sensor 3 is detected by the pulse wave detecting means 5. This pulse wave level detection is performed at a relatively fast cycle. In addition, the section difference value calculating means 6 calculates the difference value between the maximum value and the minimum value of the pulse wave level for each - constant period in time order. As shown in FIG. 2(a), this section is divided into W+, W2, W3, etc. as time t passes.
..., and one period is set to about 1.5 seconds. And each section W1, W2, W3...
The calculated difference values H(1), H(2), H(
3)... is obtained as the approximate pulse wave amplitude of the section (see FIG. 2(b)), and the cuff pressure corresponding to this pulse wave amplitude is stored in the storage means 7. This cuff pressure and pulse wave amplitude (difference value)
The relationship is as shown in FIG. 3, so the maximum difference value extracting means 8 extracts the maximum value of the difference values, and the extracted maximum difference value is further multiplied by a predetermined value to obtain the difference. The cuff pressure corresponding to the value is determined as the blood pressure to be measured.

（ホ）実施例 以下、実施例により、この発明をさらに詳細に説明する
。(E) Examples The present invention will be explained in more detail with reference to Examples below.

第４図は、この発明が実施される電子血圧計のブロック
図である。同図においてカフ１１は、腕に巻回するため
のゴム袋であって、圧力系１２を構成する排気弁１３及
び加圧ポンプ１４に、ゴム管１５により連通されている
。また、圧力センサ１６もゴム管１５によりカフ１１に
連通され、カフ圧を電気信号に変換する。圧力センサ１
６の出力端は、増幅器１７の入力端に接続され、圧力セ
ンサ１６の出力電気信号は、増幅器１７で直流増幅され
る。増幅器１７の出力端は、Ａ／Ｄ変換器１８の入力の
一端に接続されるとともに、帯域フィルタ１９の入力端
に接続されている。Ａ／Ｄ変換器１８の出力端はＭＰＵ
２０に接続され、増幅器１７の出力と帯域フィルタ１９
の出力がそれぞれＡ／Ｄ変換器１８でデジタル信号に変
換されてＭＰＵ２０に取り込まれるようになっている。FIG. 4 is a block diagram of an electronic blood pressure monitor in which the present invention is implemented. In the figure, a cuff 11 is a rubber bag to be wrapped around the arm, and is connected to an exhaust valve 13 and a pressure pump 14 that constitute a pressure system 12 through a rubber tube 15. Further, a pressure sensor 16 is also communicated with the cuff 11 through a rubber tube 15, and converts cuff pressure into an electrical signal. Pressure sensor 1
The output terminal of the pressure sensor 6 is connected to the input terminal of an amplifier 17, and the output electric signal of the pressure sensor 16 is DC amplified by the amplifier 17. The output terminal of the amplifier 17 is connected to one input terminal of the A/D converter 18 and also to the input terminal of the bandpass filter 19 . The output end of the A/D converter 18 is the MPU
20 and the output of the amplifier 17 and the bandpass filter 19
The outputs of each are converted into digital signals by an A/D converter 18 and then taken into the MPU 20.

ＭＰＵ２０は、ＲＡＭやＲＯＭ等のメモリを内部に含み
、ＲＯＭに記憶されるプログラムに従い、時間順次の一
定区間毎の脈波レベルの最高値と最低値の差値の検出、
区間毎の差値と差値に対応するカフ圧の記憶、平均血圧
、最高血圧の決定、最低血圧の決定をなす機能等を有す
る。決定された血圧値は、表示部２１に表示される。Ｍ
ＰＵ２０はまた、信号ａにより加圧ポンプ１４を駆動・
停止させる制御機能及び信号すにより排気弁１３の微速
排気と急速排気を切替制御する機能も備えている。さら
にまた、増幅器１７よりのカフ圧信号、帯域フィルタ１
９よりの脈波成分は、信号ｃ、ｄにより所定のサンプリ
ング周期で読み込まれるようになっている。The MPU 20 includes internal memories such as RAM and ROM, and detects the difference value between the highest and lowest pulse wave levels in each fixed interval in time order according to a program stored in the ROM.
It has functions such as storing difference values for each section and cuff pressure corresponding to the difference values, determining mean blood pressure, systolic blood pressure, and determining diastolic blood pressure. The determined blood pressure value is displayed on the display unit 21. M
The PU 20 also drives the pressure pump 14 using the signal a.
It also has a control function to stop the exhaust valve 13 and a function to control switching between slow exhaust and rapid exhaust of the exhaust valve 13 by means of a signal. Furthermore, the cuff pressure signal from the amplifier 17, the bandpass filter 1
The pulse wave component from 9 is read at a predetermined sampling period using signals c and d.

なお、この電子血圧計の血圧測定原理は、脈波の振幅情
報を用いる振動法を採用しており、脈波振幅の包絡曲線
は、一般にカフの減圧過程において第３図に示す形状と
なり、振動法はこの包絡曲線を利用して血圧決定を行う
。振動法による血圧決定のアルゴリズムは種々あるが、
この実施例電子血圧針では、次の決定方法を採用してい
る。The blood pressure measurement principle of this electronic sphygmomanometer uses a vibration method that uses pulse wave amplitude information, and the envelope curve of the pulse wave amplitude generally takes the shape shown in Figure 3 during the cuff decompression process. The method uses this envelope curve to determine blood pressure. There are various algorithms for determining blood pressure using the vibration method.
The electronic blood pressure needle of this embodiment employs the following determination method.

平均血圧：脈波振幅が最大となる時点のカフ圧。Mean blood pressure: Cuff pressure at the time when the pulse wave amplitude is maximum.

最高血圧二カフ圧が平均血圧より高い領域（脈波振幅の
上昇過程）で脈波振幅が最大 振幅値の５０％となる時点のカフ圧。The cuff pressure at the time when the pulse wave amplitude reaches 50% of the maximum amplitude value in the region where the systolic blood pressure and the cuff pressure are higher than the average blood pressure (increasing process of pulse wave amplitude).

最低血圧：カフ圧が平均血圧より低い領域（脈波振幅の
下降過程）で脈波振幅が最大 振幅値の７０％となる時点のカフ圧。Diastolic blood pressure: Cuff pressure at the point in time when the pulse wave amplitude reaches 70% of the maximum amplitude value in a region where the cuff pressure is lower than the average blood pressure (falling process of pulse wave amplitude).

次に第５図に示すフローチャートを参照して、上記実施
例電子血圧計の動作を説明する。Next, the operation of the electronic blood pressure monitor of the above embodiment will be explained with reference to the flowchart shown in FIG.

先ず、測定開始キーが押されて動作がスタートすると、
信号ａにより加圧ポンプ１４が動作を開始し、カフ１１
が加圧開始される〔ステップＳＴ（以下ＳＴと略す）１
〕。そして、測定に十分なカフ圧になるまでカフ１１が
加圧される（Ｓｒ１）。カフ圧が所定のカフ圧に達する
と、加圧ポンプ１４の動作を停止し、加圧停止する（Ｓ
ｒ１）とともに、信号すにより排気弁１３が微速排気と
なり減圧を開始する（Ｓｒ１）。そして以後、血圧測定
処理に移る。先ず、Ｓｒ５で脈波振幅パラメータの算出
のために初期設定をし、続いてカフ圧、脈波データの読
込み、振幅パラメータＨ［ｉ）（差値）の算出、血圧決
定の一連の処理がＳＴ６〜５Ｔ１１で行われる。この一
連の処理は平均血圧、最高血圧が決定された後、最低血
圧が決定可能と判断されるまで繰り返される。First, when the measurement start key is pressed and the operation starts,
The pressure pump 14 starts operating in response to the signal a, and the cuff 11
starts pressurizing [Step ST (hereinafter abbreviated as ST) 1]
]. Then, the cuff 11 is pressurized until the cuff pressure becomes sufficient for measurement (Sr1). When the cuff pressure reaches a predetermined cuff pressure, the operation of the pressurizing pump 14 is stopped and pressurization is stopped (S
At the same time, the exhaust valve 13 performs slow exhausting due to the signal Sr1) and starts depressurizing (Sr1). Thereafter, the process moves to blood pressure measurement processing. First, initial settings are made to calculate the pulse wave amplitude parameter in Sr5, and then a series of processes including reading the cuff pressure and pulse wave data, calculating the amplitude parameter H[i) (difference value), and determining the blood pressure are performed in ST6. ~5T11. This series of processing is repeated after the mean blood pressure and systolic blood pressure are determined until it is determined that the diastolic blood pressure can be determined.

脈波振幅パラメータは、上記繰り返し処理が１循する毎
に１個算出される。そして、その時点のカフ圧とともに
、ＭＰＵ２０内のＲＡＭ　（メモリ）に記憶される。One pulse wave amplitude parameter is calculated each time the above-mentioned iterative process goes through one cycle. Then, it is stored in the RAM (memory) within the MPU 20 along with the cuff pressure at that time.

次に、ＳＴ６〜５ＴＩＩの繰り返し処理の各ステップに
ついて説明する。先ず、Ｓｒ１でカフ圧データと脈波振
幅データの読込み及びパラメータＨ（ｉ）の算出処理が
行われる。このルーチンのさらに具体的な処理内容につ
いては後述する。Next, each step of the repeated processing of ST6 to ST5TII will be explained. First, in Sr1, cuff pressure data and pulse wave amplitude data are read and parameters H(i) are calculated. More specific processing contents of this routine will be described later.

Ｓｒ１では、Ｓｒ１で、その時点で得られた一番後の脈
波振幅パラメータＨ（ｉ）と、それ以前に得られている
パラメータＨ（１）〜Ｈ（ｉ−１）中の最大値Ｈｍａｘ
とを比較し、もしＨ（Ｌ）　＞　Ｈｍａｘなら次にＳＴ
８〜５ＴＩＯの処理に移り、そうでないなら５ＴＩＩへ
移る。つまり、脈波振幅包絡曲線が上昇過程にあるとき
はＳＴ８〜５ＴＩＯが実行され、下降過程にあるときは
Ｓｒ１から直接５Ｔ１１に飛ぶことになる。In Sr1, the latest pulse wave amplitude parameter H(i) obtained at that time and the maximum value Hmax among the parameters H(1) to H(i-1) obtained before that
If H(L) > Hmax, then ST
The process moves to 8 to 5TIO, and if not, the process moves to 5TII. That is, when the pulse wave amplitude envelope curve is in the rising process, ST8 to 5TIO are executed, and when it is in the falling process, it jumps directly from Sr1 to 5T11.

Ｓｒ１では、今回のパラメータＨ（１１を新たな最１　
　　カ（ｉＰｍａｘよＬＴ、　ＭＰｔＪ２０（７）ＲＡ
ＭＣｉｌｉ：□る。そして、このパラメータＨ（ｉ）　
（Ｈｍａｘ　）に対応するカフ圧を平均血圧とする（Ｓ
ｒ１）。In Sr1, change the current parameter H (11 to the new maximum
(iPmaxyo LT, MPtJ20(7)RA
MCili: □ru. And this parameter H(i)
The cuff pressure corresponding to (Hmax) is taken as the mean blood pressure (S
r1).

さらに、それまでに得られた全てのパラメータＨ（１）
　〜Ｈ（ｉ　−１）について、Ｈｍａｘの値の５０％に
最も近いものを抽出し、そのパラメータに対応するカフ
圧を最高血圧とする（ＳＴＩＯ）。Ｈｍａｘの値の５０
％に最も近いものが２以上ある場合は、そのうちで対応
するカフ圧が平均血圧に最も近いもののカフ圧を最高血
圧とする。Furthermore, all parameters H(1) obtained so far
~H(i −1), the value closest to 50% of the value of Hmax is extracted, and the cuff pressure corresponding to that parameter is set as the systolic blood pressure (STIO). 50 of the value of Hmax
If there are two or more cuff pressures closest to the mean blood pressure, the cuff pressure whose corresponding cuff pressure is closest to the average blood pressure is taken as the systolic blood pressure.

最高血圧の決定に続いて、５ＴＩＩでＨ（１）　＜　Ｈ
ｍａｘ　Ｘｏ、７かの判定、つまりパラメータＨ（Ｅｌ
がＨｍａｘの７０％より小さくなったかの判定がなされ
る。Following determination of systolic blood pressure, H(1) < H at 5TII
Judgment of max Xo, 7, that is, parameter H(El
A determination is made as to whether Hmax has become smaller than 70% of Hmax.

Ｈ（ｉｌがＨｍａｘの７０％以下にならない間は、ｉに
＋１して（ＳＴＩ　２）　、Ｓｒ１にリターンし、次の
パラメータに関する処理に移る。上記したようにＳＴ６
〜５Ｔ１２の一連の処理は、Ｈ（Ｌ）　＜　Ｈｗａｘ×
０．７となるまで、すなわち最低血圧が決定可能となる
まで繰り返されるため、ＳＴ８〜５ＴＩＯで算出される
Ｈｍａｘ　、平均血圧及び最高血圧は、何度か更新され
る。もっとも、脈波振幅の包絡面　　　　　１線が最大
値を超えると、ＨＱ）がＨｍａｘよりも小となり、Ｓｒ
１の判定がＮｏとなり５ＴＩＩへ飛ぶので、ＳＴ８〜５
ＴＩＯが実行されなくなり、平均血圧及び最高血圧が最
終的に決定される。While H(il does not become 70% or less of Hmax, add 1 to i (STI 2), return to Sr1, and move on to processing regarding the next parameter. As described above, ST6
The series of processing ~5T12 is H(L) < Hwax×
Since the process is repeated until 0.7, that is, until the diastolic blood pressure can be determined, Hmax, average blood pressure, and systolic blood pressure calculated in ST8 to ST5 TIO are updated several times. However, when the envelope line 1 of the pulse wave amplitude exceeds the maximum value, HQ) becomes smaller than Hmax, and Sr
The judgment of 1 is No and it jumps to 5TII, so ST8~5
TIO is no longer performed and mean and systolic blood pressures are finally determined.

そして、脈波振幅の包絡曲線が下降過程に入ると、５Ｔ
１１で、脈波振幅パラメータＨ（ｉ）がＨｗａｘの７０
％以下になったか否か判定され、ＹＥＳとなると５Ｔ１
３に移り、ＳＴ６〜５Ｔ１２の一連の繰り返し処理から
抜は出す。５ＴＩＩの判定がＮＯの間、すなわちパラメ
ータＨ（ｉ）がＨｗａｘの７０％以下になるまでは、５
ＴＩＩから５Ｔ１２を経てＳｒ１にリターンし、ＳＴ６
〜５Ｔ１２一連の処理を繰り返す。Then, when the envelope curve of the pulse wave amplitude enters the downward process, 5T
11, the pulse wave amplitude parameter H(i) is 70 of Hwax.
% or less, and if YES, 5T1
Moving on to step 3, a selection is made from a series of repeated processes of ST6 to ST12. While the determination of 5TII is NO, that is, until the parameter H(i) becomes 70% or less of Hwax, 5
From TII, return to Sr1 via 5T12, and ST6
~5T12 Repeat the series of processes.

５ＴＩＩから５Ｔ１３に移行した場合は、その時点のカ
フ圧を最低血圧としくＳＴＩ　３）　、続いて決定され
た平均血圧、最高血圧及び最低血圧を表示器２１にて表
示しくＳ’Ｔ１４）、さらに信号すにより、排気弁１３
を急速排気に切替で（ＳＴ１５）、カフ１１の圧力を低
下させ、血圧測定を終了する。When transitioning from 5TII to 5T13, the cuff pressure at that point is set as the diastolic blood pressure (STI 3), and the determined mean blood pressure, systolic blood pressure, and diastolic blood pressure are then displayed on the display 21 (S'T14), and Due to the signal, the exhaust valve 13
is switched to rapid evacuation (ST15), the pressure of the cuff 11 is lowered, and the blood pressure measurement is completed.

ここで、上記ＳＴ６の「パラメータＨ（ｉ）の算出」の
処理について、さらに具体的に説明する。Here, the process of "calculating parameter H(i)" in ST6 will be described in more detail.

第６図は、パラメータＨ（１）の算出のサブルーチンを
示すフローチャートである。FIG. 6 is a flowchart showing a subroutine for calculating parameter H(1).

この処理は、時間順次に連続する一定時間区間（この区
間をウィンドという）毎における脈波データの最大値と
最小値との差をパラメータとして算出するとともに、１
つのウィンドの終端におけるカフ圧を、その時点のパラ
メータに対応するカフ圧としてＭＰＵ２０のメモリに記
憶するものである。なお脈波データの読込みは、一定時
間間隔に行われるものとし、■ウィンド内でＮ　ｍａｘ
回読込まれるとする。This process calculates the difference between the maximum value and the minimum value of pulse wave data in each consecutive fixed time interval (this interval is called a window) as a parameter, and
The cuff pressure at the end of each window is stored in the memory of the MPU 20 as the cuff pressure corresponding to the parameters at that time. It is assumed that pulse wave data is read at fixed time intervals, and N max within the window.
Suppose it is read twice.

第５図のメインフローチャートにおいて、Ｓｒ１に入り
、パラメータ算出ルーチンが呼出されると、先ず５Ｔ６
１’７ウインド内の最大値Ｐｍａｘ及び最小値Ｐｍ１ｎ
を０に、データ数のカウンタＮを１にして、各値を初期
化する。次に、脈波データＰ　（ｎ）をＭＰＵ２０内の
メモリに記憶しく５Ｔ６２）、この脈波データＰ　（ｆ
ｌ）とＰ　ｍｉｎと大小関係を比較して（Ｓｒ１３）　
、Ｐ（ｎ）の方が小さければ、Ｐ１ｌｉｎにＰ　（ｎ）
を更新する（ＳＴ６４）、逆にＰｍ１ｎの方が小さけれ
ば、５Ｔ６４をスキップして、次に、Ｐ　（ｎ）とＰ　
ｗｉｎとの大小関係を比較する（ＳＴ６５）、Ｐ（ｎ）
の方が大きければＰ　ｍａｘにＰ　（ｎ）を更新する（
ＳＴ６６）。逆に、　　Ｐｍａｘの方が大きいと、５Ｔ
６６をスキップして次に移る。次にカウンタＮを１増加
しくＳ　Ｔ　６７）　、Ｎ−Ｎｍａｘ　＋　１か判定す
る（ＳＴ６８）６　Ｎ−Ｎｍａｘ　＋１であればウィン
ド内のＰ　ｗａｘとＰ　ｗｉｎの検索を終了し、５Ｔ６
９に進む。Ｎ＜Ｎｍａｘであれば、５Ｔ６２にリターン
し、５Ｔ６２〜５Ｔ６７の処理を繰返し、Ｐ　ｍａｘと
Ｐ　ｌｌｌ１ｎの検索がウィンド終了まで続けられる。In the main flowchart of FIG. 5, when Sr1 is entered and the parameter calculation routine is called, first 5T6
Maximum value Pmax and minimum value Pm1n within 1'7 window
is set to 0 and the data number counter N is set to 1 to initialize each value. Next, the pulse wave data P (n) is stored in the memory in the MPU 20 (5T62), and this pulse wave data P (f
Comparing the magnitude relationship between l) and P min (Sr13)
, P(n) is smaller, then P(n) is added to P1lin.
(ST64); conversely, if Pm1n is smaller, skip 5T64 and then update P (n) and P
Compare the size relationship with win (ST65), P(n)
If is larger, update P (n) to P max (
ST66). Conversely, if Pmax is larger, 5T
Skip 66 and move on to the next step. Next, the counter N is incremented by 1 ST 67) and it is determined whether N-Nmax + 1 (ST 68) 6 If N-Nmax + 1, the search for P wax and P win in the window is finished, and 5T6
Proceed to step 9. If N<Nmax, the process returns to 5T62, the processes from 5T62 to 5T67 are repeated, and the search for P max and P lll1n continues until the end of the window.

５Ｔ６９では、ＰＩＩｌａｘ−Ｐｍｉｎを計算し、脈波
データの最大値と最小値の差値をパラメータＨ（ｉ）と
して、ＭＰＵ２０のメモリに記憶する。そして、ウィン
ド終端におけるカフ圧をパラメータＨ（ｉ）に対応する
カフ圧としてメモリに記憶する（ＳＴ７０）。これでＳ
Ｔ６のサブルーチンの処理を終了し、メインルーチンに
リターンする。In 5T69, PIIlax-Pmin is calculated, and the difference value between the maximum value and the minimum value of the pulse wave data is stored in the memory of the MPU 20 as a parameter H(i). Then, the cuff pressure at the end of the window is stored in the memory as the cuff pressure corresponding to parameter H(i) (ST70). Now S
The process of the subroutine T6 is completed and the process returns to the main routine.

なお、上記実施例において、脈波を抽出するのにバイパ
スフィルタを用いているが、この発明ではこれに代えて
デジタルフィルタを用いてもよく、また、脈波成分を含
むカフ圧信号をＭＰＵ内に取り込み、ソフト処理により
カフ圧信号と脈波成分を分離してもよい。In the above embodiment, a bypass filter is used to extract the pulse wave, but in this invention, a digital filter may be used instead, and the cuff pressure signal containing the pulse wave component is The cuff pressure signal and pulse wave component may be separated by software processing.

（へ）発明の効果 この発明によれば、脈波振幅検出につき、１拍毎の脈波
振幅を、一定時間区間毎の最大値と最小値の差で与えら
れるパラメータにより近似するものであり、脈波の１拍
周期毎に振幅を求めるものではないため、脈波区切処理
を必要としない。それゆえ、病的脈波や脈波振幅の個人
差に対する複雑な対応策が不要である。またパラメータ
を算出する処理過程は、脈波区切処理を要する処理過程
に比べ、理論上大変単純であり、ＭＰＵ内のプログラム
が簡略化・短縮化でき、必要とするＲＯＭ、ＲＡＭ等の
メモリ容量を小さく出来、処理時間も短縮できる。(F) Effects of the Invention According to the present invention, in pulse wave amplitude detection, the pulse wave amplitude for each beat is approximated by a parameter given by the difference between the maximum value and the minimum value for each fixed time interval, Since the amplitude is not determined for each pulse cycle of the pulse wave, pulse wave segmentation processing is not required. Therefore, there is no need for complicated countermeasures for pathological pulse waves or individual differences in pulse wave amplitude. In addition, the processing process for calculating parameters is theoretically much simpler than the processing process that requires pulse wave segmentation processing, and the program in the MPU can be simplified and shortened, reducing the required memory capacity such as ROM and RAM. It can be made smaller and the processing time can be shortened.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図は、この発明の構成を示す概略図、第２図は、こ
の発明における差値算出を説明するための図であって、
第２図（ａ）は、時間−脈波レベルを示す図、第２図（
ｂ）は、各区間毎の最大値と最小値の差値を示す図、第
３図は、圧力と脈波振幅の包絡曲線を示す図、第４図は
、この発明の１実施例を示す電子血圧計のブロック図、
第５図は、同電子血圧計の動作フローチャート、第６図
は、同フローチャートのパラメータ算出のサブルーチン
を示すフローチャート、第７図、第８図は、従来の振動
法採用・の電子血圧計の脈波区切を説明するための図で
あって、第７図（ａ）は、脈波波形例を示す図、第７図
（ｂ）は、同脈渡波形の微分波形を示す図、第８図（ａ
）は、病的脈波波形例を示す図、第８図（ｂ）は、同病
的脈波波形の微分波形を示す図である。 １８カフ・　　　　２：圧力系、 ３：圧力センサ、　４：カフ圧検出部、５：脈波検出手
段、６：区間差値演算手段、７：記憶手段、　　８：差
値最高値演算手段、９：血圧決定手段。 特許出願人　　　　　　立石電機株式会社代理人　　　
　弁理士　中　村　茂　信第１図 第２図 時時間 第３図 第４図 第７図 第８図FIG. 1 is a schematic diagram showing the configuration of this invention, and FIG. 2 is a diagram for explaining difference value calculation in this invention,
Figure 2 (a) is a diagram showing the time-pulse wave level;
b) is a diagram showing the difference value between the maximum value and the minimum value for each section, FIG. 3 is a diagram showing the envelope curve of pressure and pulse wave amplitude, and FIG. 4 is a diagram showing one embodiment of the present invention. Block diagram of electronic blood pressure monitor,
Fig. 5 is an operation flowchart of the electronic blood pressure monitor, Fig. 6 is a flowchart showing a subroutine for calculating parameters in the same flowchart, and Figs. FIG. 7(a) is a diagram showing an example of a pulse wave waveform, FIG. 7(b) is a diagram showing a differential waveform of the same pulse waveform, and FIG. 8 is a diagram for explaining wave divisions. (a
) is a diagram showing an example of a pathological pulse wave waveform, and FIG. 8(b) is a diagram showing a differential waveform of the pathological pulse wave waveform. 18 Cuff・2: Pressure system, 3: Pressure sensor, 4: Cuff pressure detection section, 5: Pulse wave detection means, 6: Interval difference value calculation means, 7: Storage means, 8: Difference value maximum value calculation means, 9 : Blood pressure determination means. Patent applicant Tateishi Electric Co., Ltd. Agent
Patent Attorney Shigeru Nakamura Figure 1 Figure 2 Time Figure 3 Figure 4 Figure 7 Figure 8

Claims (2)

【特許請求の範囲】[Claims] （１）カフと、このカフに連結され、カフを加圧あるい
は減圧するための圧力系と、カフ圧を電気信号に変換す
る圧力センサと、この圧力センサの出力をカフ圧信号と
して得るカフ圧検出部と、前記圧力センサの出力の脈波
成分を検出する脈波検出手段と、時間順次の一定区間毎
に前記脈波検出手段で検出される脈波レベルの最高値と
最低値の差値を算出する区間差値演算手段と、前記時間
順次の区間毎の差値とこの差値に対応するカフ圧を記憶
する記憶手段と、前記差値の最高値を抽出する差値最高
値抽出手段と、抽出された差値最高値に所定値を演算し
て得られる差値に対応するカフ圧を被測定血圧とする血
圧決定手段とを備えたことを特徴とする電子血圧計。(1) A cuff, a pressure system connected to the cuff to pressurize or depressurize the cuff, a pressure sensor that converts the cuff pressure into an electrical signal, and a cuff pressure that obtains the output of this pressure sensor as a cuff pressure signal. a detection unit, a pulse wave detection means for detecting a pulse wave component of the output of the pressure sensor, and a difference value between a maximum value and a minimum value of pulse wave levels detected by the pulse wave detection means at each time-sequential predetermined interval. an interval difference value calculating means for calculating the difference value, a storage means for storing the difference value for each time-sequential interval and a cuff pressure corresponding to the difference value, and a difference value maximum value extraction means for extracting the highest value of the difference values. An electronic blood pressure monitor comprising: and blood pressure determining means that determines, as the blood pressure to be measured, a cuff pressure corresponding to the difference value obtained by calculating a predetermined value on the extracted maximum difference value. （２）前記血圧決定手段は、抽出された差値最高値に対
応するカフ圧を平均血圧とする平均血圧決定手段と、前
記差値最高値に所定値を演算して得られる差値に対応す
る高カフ圧側のカフ圧を最高血圧とする最高血圧決定手
段と、前記差値最高値に所定値を演算してて得られる差
値に対応する低カフ圧側のカフ圧を最低血圧とする最低
血圧決定手段とからなるものである特許請求の範囲第１
項記載の電子血圧計。(2) The blood pressure determining means corresponds to an average blood pressure determining means that sets the cuff pressure corresponding to the extracted maximum difference value as an average blood pressure, and a difference value obtained by calculating a predetermined value on the maximum difference value. a systolic blood pressure determining means that sets the cuff pressure on the high cuff pressure side to be the systolic blood pressure, and a minimum cuff pressure on the low cuff pressure side that corresponds to the difference value obtained by calculating a predetermined value to the maximum difference value as the diastolic blood pressure. The first claim consists of blood pressure determining means.
Electronic sphygmomanometer described in section.