JPS6192656A - 電子血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （イ）産業上の利用分野 この発明は、電子血圧測定装置、特に脈波振幅を検出し
て血圧を測定する電子血圧測定装置に関する。

（ロ）従来の技術 従来より知られている血圧測定技術には、非観血的なも
のとして、リハロソチ・コロトコフ法によるものがある
。このリハロノチ・コロトコフ法を採用した電子血圧測
定装置では、カフを腕に巻き、カフを加圧して、血流を
阻止した後、徐々に圧力を減してゆき、やがて血液が流
れ始め、血管音（コロトコフ音）が発生し、さらに減圧
してゆくとコロトコフ音が消滅する。このコロトコフ音
の発生を開始する時のカフ圧を最高血圧と決定し、コロ
トコフ音が消滅する時点のカフ圧を最低血圧と決定して
血圧を測定するようにしている。

また従来の他の血圧測定技術に、残血的なものとして、
カニユーレを動脈に挿入するものがある。

（ハ）発明が解決しようとする問題点 上記した従来の血圧測定技術のうち、リバロソチコロト
コフ法採用の電子血圧測定装置では、得られるコロトコ
フ音は、微小信号であり、また周波数帯域が３０１１Ｚ
　−１５０Ｈ２位である。この周波数帯域は外来雑音や
振動雑音で発生し易いものであり、これら雑音が誤検出
の原因となり、結果として血圧測定誤差を生じる場合が
しばしばあるという問題があった。

また、直接法による血圧］１定は、動脈圧が、１理食塩
水で満たされたカニユーレで外体血圧トランスジューサ
に伝達されるが、カニユーレの長さや、気泡の混入、ま
た血圧トランスジューサの零点Ｆリフト等は血圧の誤差
となる。これらの誤差は取扱いによって低減することが
可能なものであるが、それは熟練と慎重さを必要とする
ものであり、測定にかなりの技能を必要とする。また、
直接法には、被測定者に苦痛や不快感、精神的緊張を与
えたり、血管痛や菌感染のおそれがあるという重大な□
欠点があった。

この発明は、上記に鑑み、被測定者に苦痛や不快感を与
えることなく、しかも外来雑音、振動雑音等の影響を受
けにくい電子血圧測定装置を提供することを目的として
いる。

（ニ）問題点を解決するための手段及び作用この発明の
電子血圧測定装置はカフと、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、圧力センサよりの信号
を直流増幅する増幅手段と、前記信号中に含まれる交流
成分を脈波成分として抽出する帯域フィルタ手段と、前
記脈波成分の個々の振幅値！抽出する手段と、抽出され
た振幅値□の相隣接するものの差分を演算する１次差分
値演算手段と、その１次差分値の包絡線が零レベルと交
差する点、あるいはその近傍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相隣接する１次差分値のさ
らに差分を演算する２次差分値演算手段と、前記１次差
分値の包絡線が零レベルと交差する点より高カフ圧側で
前記２次差分値が極大値をとる点あるＧζはその近傍に
対応するカフ圧を最高血圧とする最高血圧決定手段と、
前記１次差分値の包絡線が零レベルと交差する点より低
カフ圧側で前記２次差分値が極大値をとる点あるいはそ
の近傍に対応するカフ圧を最低血圧とする最低血圧決定
手段とから構成されている。

この電子血圧測定装置では、圧力センサ出力が増幅され
て、カフ圧が得られ、また圧力センサの出力信号の脈波
成分が帯域フィルタ手段で抽出され、この脈波成分の個
々の振幅値が抽出され、これら振幅値の相隣接するもの
の差分即ち１次差分値が算出される。そしてその１次差
分値の包絡線が零レベルと交差する点、あるいはその近
傍に対応するカフ圧が求められ、このカフ圧が平均血圧
とされる。次に相隣接する１次差分値のさらに差分、即
５２次差分値が算出され、さらに、前記１次差分値の包
絡線が零レベルと交差する点より高カフ圧側で前記２次
差分値が極大値をとる点あるいはその近傍に対応するカ
フ圧が求められ、このカフ圧が最高血圧とされる。また
前記１次差分値の包絡線が零レベルと交差する点より低
カフ圧側で前記２次差分値が極大値をとる点あるいはそ
の近傍に対応するカフ圧が求められ、このカフ圧が最低
血圧と決定される。

血圧決定に使用される脈波成分は、周波数帯域が１１１
Ｚ〜ｌ０Ｈｚと非常に低周波であるため、はとんど外来
雑音や振動雑音が混入しない。

（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。

第２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１は、腕に巻回するための
ゴム袋であって１．圧力系２を構成する排気弁３及び加
圧ポンプ４に、ゴム管５により連通されている。また、
圧力センサ６も、ゴム管５によりカフ圧に連通され、カ
フ圧を電気信号に変換する。圧力センサ６の出力端は増
幅器７の入力端に接続され、圧力センサ６の出力電気信
号すなわらカフ圧信号は、増幅器７で直流増幅される。

増幅器７の出力端はＡ／Ｄ変換器８の入力の一端に接続
されるとともに、帯域フィルタ９の入力端に接続されて
いる。Ａ／Ｄ変換器８の出力端はＣＰ［Ｊｌｏに接続さ
れ、増幅器７の出力と帯域フィルタ９の出力がそれぞれ
Ａ／Ｄ変換器８でデジタル信号に変換されてＣＰＵ１０
に取り込まれるようになっている。

ＣＰＵｌ０は内蔵のプログラムにしたがった所定の処理
を実行し、最高血圧、最低血圧等の血圧値を決定する機
能を有し、その決定した血圧値は表示部１１に表示され
る。

またＣＰＵＩ　Ｏは、図示しない測定開始キーが操作さ
れると指令ａにより、加圧ポンプ４の作動を開始させ、
カフ圧を加圧するようになっており、指令すにより排気
弁３の排気量を制御する。また増幅器７よりのカフ圧、
帯域フィルタ９よりの脈波成分は、指令ｃ、ｄによる所
定のサンプリング周期で読み込まれる。

この電子血圧計で、カフ圧を腕に巻き、測定開始キーを
操作して加圧ポンプ４を作動させて、カフ１を所定の圧
力まで加圧し、その後、加圧ポンプ４の作動を止めて排
気弁を微速排気すると、カフ圧は徐々に低下し、圧力セ
ンサ６の出力信号は第３図（ａ）に示す通りとなり、帯
域フィルタ９の出力、すなわち増幅器７の出力より脈波
成分のみを抽出したものは第３図（ｂ）に示すようにな
る。

ＣＰ（ＪＩＯは、後述するフローに従い、検出されるカ
フ圧と脈波ビーり値とにより平均血圧、最高血圧及び最
低血圧を決定する。次にその処理動作を第４図のフロー
チャートにより説明する。

先ず、測定開始キーが押されて、動作がスタートすると
、指令ａにより加圧ポンプ４が作動を開始し〔ステップ
ＳＴ（以下ＳＴと略す）１〕、測定に十分なカフ圧とな
るまで、カフ圧が加圧される（Ｓｒ１）。そしてカフ圧
が所定のカフ圧に達すると、加圧ポンプ４の作動を停止
し、加圧停止する（Ｓｒ１）とともに措令すにより排気
弁３を微速排気し、減圧を開始する（Ｓｒ１）。そして
指令ＣによりＴｌ（例：　１００ｍ５ｅｃ）毎に、増幅
器７の出力、すなわちカフ圧をＡ／Ｄ変換器８でＡ／Ｄ
変換して取り込む（Ｓ　Ｔ　５　）。同様にして指令ｄ
によりＴｌ（例：　ｌ　０ｍ５ｅｃ）毎に、帯域フィル
タの出力、すなわち脈波成分をＡ／Ｄ変換器８でＡ／Ｄ
変換して取り込む（Ｓｒ１）。

次に、Ａ／Ｄ変換された脈波の離散的データの１ポイン
ト毎に微分演算を行う（Ｓｒ１）。この微分演算式は、 ｋは正規化定数（ｋ＝１１０） ｆ　　（ｎ）は原データ、ｍとしては５が使用で社さ・
　　く以下余白〉 である。

以上のようにして１４られる微分演算後の波形と微分前
の脈波波形を第５図に示している。同図（ａ）は微分波
形であり、同図（ｂ）は脈波波形である。

次に微分脈波の最大値抽出処理を行う。すなわちＳｒ１
の微分演算に続いて、微分脈波最大値検出済みか否か判
定しく５Ｔ８）、検出されるまで微分脈波最大値検出（
Ｓｒ９）を行う。この処理は現時点の微分値と、それま
での最高値とを比較し、現時点の値の方が大きい場合は
、これを更新し、そしてその値が一定時間に（たとえば
３秒）更新されないと、その値を微分脈波最大値とする
それゆえ、微分値が更新されて上記一定時間を経ない間
は、５ＴＩＯの微分脈波最大値検出かの判定はＮｏであ
り、Ｓｒ１にリターンし、微分脈波最大値検出処理が実
時間処理で繰り返される。１故分脈最大値が検出される
と、５ＴＩＯの判定がＹＥＳとなり、その微分脈波最大
値が記憶される（ＳＴＩＩ）。そしてまた、Ｓｒ１にリ
ターンするが、今度はＳｒ８の微分脈波最大値検出済み
かの判定がＹＥＳとなるので、次に５Ｔ１２に移り、脈
波分割処理が行われる。

この脈波分割処理は、Ｓｒ９で抽出された微分脈波最大
値α％（α：１０〜２０）をスレッショルドレベルとし
、このレベルと微分脈波上昇曲線との交点を求め、その
交点に対応する脈波波形上の点を分割点とする。第６図
に示すＴＨラインがスレッショルドレベルであり、ｄｌ
、ｄ２、ｄ３゜・・・が分割点である。

この脈波分割によって得られる各区間毎に脈波の最大値
が検出される（ＳＴ１３）。この脈波の最大値を脈波ピ
ークとする。そして各分割区間毎に得られる脈波ピーク
の中の最大値を検出する。

この脈波最大値ピーク値検出は、それまでの脈波ピ〜り
値と今回脈波ピーク値を比較し、今回脈波ピ〜り値が大
きい場合に、その大きな脈波ピーク値に更新記憶し、そ
の後所定時間以上、更新されないと、その脈波ピーク値
を脈波最大ピーク値として記憶する（ＳＴ１７）。

脈波最大ピーク値が、記憶されると、５Ｔ１４の脈波最
大ピーク検出済みかの判定がＹＥＳとなり、続いて脈波
ピークが最大ピークのβ％（β：４０〜６０）以下か否
か判定する（ＳＴ１８）。

□　β％以下でない場合は、Ｓｒ１にリターンし、カフ
圧Δ／Ｄ変換（Ｓｒ１）、脈波Ａ／Ｄ変換（Ｓｒ６）、
脈波ピーク検出（ＳＴ１４）等の処理が繰り返される。

脈波ピークが、最大ピークのβ％以下になると５Ｔ１８
の判定がＹＥＳとなり、この状態はすでに測定に必要な
脈波ピーク値が測定された状態を意味し、続いてＣＰＵ
ｌ０から排気弁３に指令すが出力される。これにより排
気弁３は急速排気に移る（ＳＴ７９）。

以上でカフ圧の減圧過程における脈波の微分演算、脈波
ピーク検出等の実時間処理が終了する。

そして以後、この実時間処理によって得られた脈波ピー
ク値に所定の演算処理を実行して平均血圧最高血圧及び
最低血圧の血圧決定処理に移ることになる。以下、続い
てこれら血圧決定処理の手順について説明する。

急速排気後、まず脈波ピークＰ’　　ｐ　（ｎ）のデー
タ列に対して隣接データの差分を演算する。ここでデー
タ列をＰ’　　ｐ＊　（ｎ）とすると演算は、Ｐ’　　
ｐ＊　（ｎ）＝Ｐ’　　ｐ　　（ｎ＋１）−Ｐ’　　ｐ
　　（ｎ）となる。つまり、脈波ピーク値の１次差分を
演算することになる（ＳＴ２０）。　次に演算されり脈
波ビーク１次差分の包絡線とゼロレベルとの交点を検出
する（ＳＴ２１）。ここでカフ圧の所定値からの減圧過
程と、その減圧過程で得られる脈波ピーク列は、それぞ
れ第１図に示すＣａ）、（ｂ）となる。脈波ピーク列は
（ｂ）に示すように、カフ圧が大きい時は、当初脈波ピ
ークの振幅か小さく、段々大きくなって、やがて最大ピ
ークとなり、その後又カフ圧の減圧とともにピーク値も
減少していくことが示されている。従って脈波ピークの
１次差分も第１図（Ｃ）に示すように、脈波ピーク１次
差分の包絡線とゼロレベルの交点がちょうと脈波ピーク
の最大振幅の所に相当し、それよりも高カフ圧側、すな
わち図でいえば、左側の場合には、カフ圧が低下する程
、ピーク値が大となるので一般にＰ’　　ｐ＊　（ｎ）
は正の値をとり、逆に脈波ピーク１次差分包絡線とゼロ
レベルとの交点より右側の脈波ピーク１次差分値は、脈
波ピークが最大値よりもさらに減圧側、つまり低圧側と
なるとピーク値も減少しているため、Ｐ。

ｐ＊（ｎ）は、負の値をとることにる。また、この１次
差分値の包絡線とゼロレベルの交点に対応するカフ圧は
、脈波ピークの最大振幅に相当する点でもあり、従って
この脈波ピーク１次差分値の包絡線とゼロレベルが交差
する点に対応するカフ圧を平均血圧とすることができる
。

この交点は、脈波ピーク１次差分のデータ列Ｐ”ｐ＊（
ｎ）をチェックすることにより、この交差点に最も近い
正負の２点を最も容易に検出でき、この２点を通る直線
方程式は、初等数学により容易に求めることができる。

従ってこの直線がゼロとなる点も求まる。故に、ゼロ交
差点を厳密に求めることができ、このゼロ交差点より平
均血圧を決定することができる。交点検出後、さらに得
られた脈波ピーク１次差分値の隣接する差分値間の差分
を演算し、脈波ピークの２次差分値を演算する（ＳＴ２
２）。

今、２次差分値のデータ列Ｐ’　　ｐ２＊　（ｎ）とす
ると、Ｐ’　　ｐ２＊　（ｎ）＝Ｐ’　　ｐ＊　（ｎ＋
１）−Ｐ’　　ｐ＊　（ｎ）よりこの演算を続行し、脈
波ピーク２次差分値を求めることになる。この脈波ピー
ク２次差分値Ｐ’　　ｐ２＊　（ｎ）を第１図のカフ圧
に対して対応させて図示すると、第１図の（ｄ）に示す
通りとなり、続いて脈波ピーク２次差分値の高カフ圧側
の最大点を検出する（ＳＴ２３）と共に、低カフ圧側の
脈波ピーク２次差分値の最大点も検出する（ＳＴ２４）
。

この高カフ圧側脈波ピークの２次差分値最大点に対応す
るカフ圧は、最高血圧に対応し、逆に低カフ圧側脈波ピ
ークの２次差分値の最大点に対応するカフ圧は最低血圧
に相当する。従って以上の処理により、脈波ピークの１
次差分値の包絡線とゼロレベル点の交差する点に対応す
るカフ圧を平均血圧と決定し、同交差点より高カフ圧側
の脈波ピーク２次差分値の最大値に対応するカフ圧を最
高血圧と決定し、さらに交差点よりも低カフ圧側の脈波
ピーク２次差分値最大点に対応するカフ圧を最低血圧と
決定する（ＳＴ２５）。そしてこの最高、最低、平均の
各血圧が表示器１１に表示されることになる。以上のよ
うにしてカフ圧と脈波から各血圧を測定することができ
る。尚、上記アルゴリズムにもとづいて決定し、得られ
た最高、最低、平均の各血圧値は、コロトコフ音により
得られる血圧測定値と略一致することか確認されている
。

（へ）発明の効果 この発明の電子血圧測定装置によれば、従来の電子血圧
測定装置と相違してカフ圧とカフ圧内の振動である脈波
の振幅情報を利用して血圧測定をなすものであるから、
この脈波の周波数帯域はｌＨｚ〜ｌＯＨ２と非常に低い
周波数であるため、その帯域のフィルタを設けることに
より、はとんど外来雑音や振動雑音が除去でき、混入が
防止されるので脈波の振幅情報は、何らひずむことなく
演算処理手段により演算が可能であり、雑音の多発する
環境下においても正確な血圧測定をなすことができる。

特に、血圧決定は、雑音成分を含まない脈波の１次差分
、２次差分にもとづいてそれぞれ求められるものである
から比較的簡易、正確な処理により測定をなすことがで
きる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、この発明の電子血圧測定装置の概要を説明す
るための図であって、第１図（ａ）はカフ圧の減圧過程
を示す図、第１図（ｂ）は同減圧過程における脈波ピー
ク列を示す図、第１図（Ｃ）は、同派波ピークの１次差
分値列を示す図、第１図（ｄ）は、同脈波ピークの２次
差分値列を示す図、第２図はこの発明が実施される電子
血圧計のブロック図、第３図（ａ）、（ｂ）は同電子血
圧計におけるカフ圧の減圧過程で得られるカフ圧の変化
と、脈波振幅の変化を示す図、第４図は同電子血圧計の
動作フロー図、第５図（ａ）、（ｂ）は同電子血圧計の
微分脈波波形と脈波波形を示す波形図、第６図（ａ＞、
（ｂ）は同電子血圧計における脈波分割を説明するため
の微分脈波波形と脈波波形を示す波形図である。 ｌ：カフ、　　　　　２：圧力系、 ６；圧力センサ、　　　７：増幅器、

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （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、圧力センサよりの信号を直流増幅する
   増幅手段と、前記信号中に含まれる交流成分を脈波成分
   として抽出する帯域フィルタ手段と、前記脈波成分の個
   々の振幅値を抽出する手段と、抽出された振幅値の相隣
   接するものの差分を演算する１次差分値演算手段と、そ
   の１次差分値の包絡線が零レベルと交差する点、あるい
   はその近傍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、相隣接する１次差分値のさらに差分を演算
   する２次差分値演算手段と、前記１次差分値の包絡線が
   零レベルと交差する点より高カフ圧側で前記２次差分値
   が極大値をとる点あるいはその近傍に対応するカフ圧を
   最高血圧とする最高血圧決定手段と、前記１次差分値の
   包絡線が零レベルと交差する点より低カフ圧側で前記２
   次差分値が極大値をとる点あるいはその近傍に対応する
   カフ圧を最低血圧とする最低血圧決定手段とからなる電
   子血圧測定装置。