JPH0373298B2 - - Google Patents
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- JPH0373298B2 JPH0373298B2 JP58226033A JP22603383A JPH0373298B2 JP H0373298 B2 JPH0373298 B2 JP H0373298B2 JP 58226033 A JP58226033 A JP 58226033A JP 22603383 A JP22603383 A JP 22603383A JP H0373298 B2 JPH0373298 B2 JP H0373298B2
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- sound
- point
- signal
- pressure
- blood pressure
- Prior art date
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔技術分野〕
本発明は人体上腕等の動脈をカフ等により血流
がとまるまで圧迫し、徐々に減圧していく過程で
発生するコロトコフ音の発現、消滅を検出し、そ
のときの圧値を血圧値として表示する血圧計に関
するものである。
がとまるまで圧迫し、徐々に減圧していく過程で
発生するコロトコフ音の発現、消滅を検出し、そ
のときの圧値を血圧値として表示する血圧計に関
するものである。
現在一般的である非観血式血圧測定の標準臨床
法は、コロトコフによる聴診法を基礎としてい
る。この方法は、まず最初に、人体上腕に腕帯を
巻き、腕帯内の阻血カフに空気を送入して予想さ
れる最高血圧値より20〜30mmHg高目に加圧し、
動脈を圧迫することにより血流を止める。次に、
カフ帯内の空気圧を２〜３mmHg／secの速度で
徐々に排気していく。ここで、腕帯より少し下の
指先側の動脈上に聴診器を軽く押し当てておく
と、やがて脈に同期してコロトコフ音（以下Ｋ音
と略称する）が聞え始める。このＫ音は、最初ト
ントンとたたくような澄んだ音であり、やがて濁
音に変り、再び澄んだ清音となつて、次に急に小
さな鈍音となり消滅する。このようなＫ音の変化
をスワンは、４つの相と５つの点に分類した。す
なわち最初にＫ音が聞えた時点がスワン第１点
（S1点）であり、濁音になつた時点がスワン第２
点（S2点）であり、次に清音になつた時点が（S3
点）であり、鈍音になつた時点がスワン第４点
（S4点）であり、消失した時点がスワン第５点
（S5点）である。またスワン各点間を第〜相
とする。一般に、S1点時のカフ内圧を最高血圧と
し、S5点のそれを最低血圧としている。しかし、
最低血圧に関してはS4点を用いる学説もある。そ
こで最近では142 S1／82 S4／78 S5／のようにS4点とS5点
を
併記するのが良いされている。この場合、S4点と
S5点の圧差を知ることにより、生理的な情報も得
る事ができるわけである。さらにまた、カフ内圧
が０mmHgでもＫ音が聞える時は、S4点をもつて
最低血圧とする事になつている。以上の点からS1
点、S5点と同時にS4を知る事は非常に有用であ
る。ところが従来の血圧計においては、S1点とS5
点の圧値のみを検出表示するものが大部分であ
り、S4点とS5点での圧値検出を切換え可能とする
血圧計もあるが、それは単にＫ音検出時のコンパ
レークレベルを変えているにすぎないため、S4点
の検出精度は良くないものであつた。ところで、
聴診法におけるS4点の定義は官能的なものしかな
く、急に音が小さくなる点とか、音が急に鈍とな
る点とされており、定量化されていなかつたの
で、S4点の最低血圧はより不正確なものとなつて
いた。
法は、コロトコフによる聴診法を基礎としてい
る。この方法は、まず最初に、人体上腕に腕帯を
巻き、腕帯内の阻血カフに空気を送入して予想さ
れる最高血圧値より20〜30mmHg高目に加圧し、
動脈を圧迫することにより血流を止める。次に、
カフ帯内の空気圧を２〜３mmHg／secの速度で
徐々に排気していく。ここで、腕帯より少し下の
指先側の動脈上に聴診器を軽く押し当てておく
と、やがて脈に同期してコロトコフ音（以下Ｋ音
と略称する）が聞え始める。このＫ音は、最初ト
ントンとたたくような澄んだ音であり、やがて濁
音に変り、再び澄んだ清音となつて、次に急に小
さな鈍音となり消滅する。このようなＫ音の変化
をスワンは、４つの相と５つの点に分類した。す
なわち最初にＫ音が聞えた時点がスワン第１点
（S1点）であり、濁音になつた時点がスワン第２
点（S2点）であり、次に清音になつた時点が（S3
点）であり、鈍音になつた時点がスワン第４点
（S4点）であり、消失した時点がスワン第５点
（S5点）である。またスワン各点間を第〜相
とする。一般に、S1点時のカフ内圧を最高血圧と
し、S5点のそれを最低血圧としている。しかし、
最低血圧に関してはS4点を用いる学説もある。そ
こで最近では142 S1／82 S4／78 S5／のようにS4点とS5点
を
併記するのが良いされている。この場合、S4点と
S5点の圧差を知ることにより、生理的な情報も得
る事ができるわけである。さらにまた、カフ内圧
が０mmHgでもＫ音が聞える時は、S4点をもつて
最低血圧とする事になつている。以上の点からS1
点、S5点と同時にS4を知る事は非常に有用であ
る。ところが従来の血圧計においては、S1点とS5
点の圧値のみを検出表示するものが大部分であ
り、S4点とS5点での圧値検出を切換え可能とする
血圧計もあるが、それは単にＫ音検出時のコンパ
レークレベルを変えているにすぎないため、S4点
の検出精度は良くないものであつた。ところで、
聴診法におけるS4点の定義は官能的なものしかな
く、急に音が小さくなる点とか、音が急に鈍とな
る点とされており、定量化されていなかつたの
で、S4点の最低血圧はより不正確なものとなつて
いた。
本発明は上記の点に鑑みて為されたものであ
り、その目的とするところは、聴診器で医師の判
断するS4点とよく一致したS4点を検出することが
でき、正確な最低血圧を表示できる血圧計を提出
することにある。
り、その目的とするところは、聴診器で医師の判
断するS4点とよく一致したS4点を検出することが
でき、正確な最低血圧を表示できる血圧計を提出
することにある。
（構成）
第１図本発明の構成を示すブロツク図であり、
１２０は動脈の圧迫手段、１２１は圧迫手段１２
０の加減圧手段、１２２は圧迫手段の圧値検出手
段、１２３はコロトコフ音検出手段、１２４はコ
ロトコフ音の発現、消滅を検出してその時の圧値
を最高、最低血圧と判定する血圧判定手段、１２
５は最高、最低血圧値を表示する表示手段であ
り、血圧判定手段１２４内には、Ｋ音が一拍前の
Ｋ音に比べて1/2以下に減衰する時点をS4点とし
て検出するスワン第４点検出手段１２６が設けら
れており、このS4点における圧迫手段１２０の圧
値を最低血圧として表示するようになつている。
なお、S1点の圧値を最高血圧として表示し、S5点
の圧値を第２の最低血圧として表示することは従
来と同様である。
１２０は動脈の圧迫手段、１２１は圧迫手段１２
０の加減圧手段、１２２は圧迫手段の圧値検出手
段、１２３はコロトコフ音検出手段、１２４はコ
ロトコフ音の発現、消滅を検出してその時の圧値
を最高、最低血圧と判定する血圧判定手段、１２
５は最高、最低血圧値を表示する表示手段であ
り、血圧判定手段１２４内には、Ｋ音が一拍前の
Ｋ音に比べて1/2以下に減衰する時点をS4点とし
て検出するスワン第４点検出手段１２６が設けら
れており、このS4点における圧迫手段１２０の圧
値を最低血圧として表示するようになつている。
なお、S1点の圧値を最高血圧として表示し、S5点
の圧値を第２の最低血圧として表示することは従
来と同様である。
上記S4点の定量的検出についての考察を以下に
詳述する。発明者等は、医師の判断によるS4点を
定量的に捉えるために次のような解析を行つた。
すなわち、医師は聴診器で聞いてＫ音を判断して
いるので、同じように聴診器を用いて、その耳当
部に人間の耳と音響的に等価な人工耳を構成し、
その鼓膜相当部に周波数特性のフラツトなマイク
ロフオンを用いてＫ音を集音する。このようにし
て得られたＫ音の１発毎にスペクトラム分析を行
つた。これは、医師の耳元でのＫ音のスペクトラ
ムを分析したことになる。ところが、人間の耳の
聴感には、周波数特性があるため、医師が実際に
感じているＫ音のスペクトラムとは異なる。この
人間の耳の聴感特性としては一般に等ラウドネス
曲線が用いられる。第２図がISO（国際標準化機
構）で1961年に採用された等ラウドネス曲線I.S.
O／R226である。そこで医師が実際に感じてい
るＫ音を得るためには、この曲線によつて補正す
る必要がある。周波数を〔Hz〕としたマイクロ
フオンの感度Ｓ（）〔dB〕（ここでCdB＝1V／
μbar）はマイクロフオン出力をＶ（）〔Ｖ〕と
し、与える音圧をＰ〔μbar〕とすると、 Ｓ（）＝20log（Ｖ(f)／Ｐ） ……(1) となる。ここに、音圧レベルPL〔dB〕と音圧Ｐ
（μbar〕との関係は次のように定義されている。
詳述する。発明者等は、医師の判断によるS4点を
定量的に捉えるために次のような解析を行つた。
すなわち、医師は聴診器で聞いてＫ音を判断して
いるので、同じように聴診器を用いて、その耳当
部に人間の耳と音響的に等価な人工耳を構成し、
その鼓膜相当部に周波数特性のフラツトなマイク
ロフオンを用いてＫ音を集音する。このようにし
て得られたＫ音の１発毎にスペクトラム分析を行
つた。これは、医師の耳元でのＫ音のスペクトラ
ムを分析したことになる。ところが、人間の耳の
聴感には、周波数特性があるため、医師が実際に
感じているＫ音のスペクトラムとは異なる。この
人間の耳の聴感特性としては一般に等ラウドネス
曲線が用いられる。第２図がISO（国際標準化機
構）で1961年に採用された等ラウドネス曲線I.S.
O／R226である。そこで医師が実際に感じてい
るＫ音を得るためには、この曲線によつて補正す
る必要がある。周波数を〔Hz〕としたマイクロ
フオンの感度Ｓ（）〔dB〕（ここでCdB＝1V／
μbar）はマイクロフオン出力をＶ（）〔Ｖ〕と
し、与える音圧をＰ〔μbar〕とすると、 Ｓ（）＝20log（Ｖ(f)／Ｐ） ……(1) となる。ここに、音圧レベルPL〔dB〕と音圧Ｐ
（μbar〕との関係は次のように定義されている。
PL＝20log（Ｐ／0.0002） ……(2)
したがつて、各周波数での音圧レベルPL（）
〔dB〕は(1)，(2)式より PL(f)＝20log（Ｖ(f)／（0.0002×10S(f)/200））
……(3) となる。ところで、等ラウドネス曲線における各
周波数での音圧レベルPL（）〔dB〕とPhpo数
（1KHzにおける音圧レベル）すなわち1KHz換算
での音圧レベルPL（）′〔dB〕との関係は第２
図より読み取ることができる。したがつて、ここ
で得られた各周波数における1KHz換算音圧レベ
ルPL（）′より、全周波数に対するトータルで
の1KHz換算音圧レベル、すなわち、人間が実際
に感じるＫ音の聴感レベルSL〔dB〕は SL＝10logΣ（10PL( )′/10） (4) で得られる。
〔dB〕は(1)，(2)式より PL(f)＝20log（Ｖ(f)／（0.0002×10S(f)/200））
……(3) となる。ところで、等ラウドネス曲線における各
周波数での音圧レベルPL（）〔dB〕とPhpo数
（1KHzにおける音圧レベル）すなわち1KHz換算
での音圧レベルPL（）′〔dB〕との関係は第２
図より読み取ることができる。したがつて、ここ
で得られた各周波数における1KHz換算音圧レベ
ルPL（）′より、全周波数に対するトータルで
の1KHz換算音圧レベル、すなわち、人間が実際
に感じるＫ音の聴感レベルSL〔dB〕は SL＝10logΣ（10PL( )′/10） (4) で得られる。
このようにして得られた、各Ｋ音の聴感補正後
の聴感レベルすなわちＫ音レベルで、医師が判断
するS4点を調べることによつて医師がS4点と判断
しているのは、Ｋ音の音圧レベルが、１つ前に発
現したＫ音の音圧レベルと比べて1/2以下に減衰
した時点（6dB以上減衰した時点）とよく一致し
ていることがわかつた。さらに１回の血圧測定中
に6dB以上の減衰時点が２以上あるときは、最初
の減衰時点をとるとよく一致することもわかつ
た。以上のことから、本発明においては、Ｋ音の
音圧レベルが、１拍前に発現したＫ音の音圧レベ
ルと比べて最初に6dB以上小さくなる点を捉える
ことにより、又は、得られたＫ音の電圧出力が１
拍前に発現したＫ音に比べて、1/2以上最初に小
さくなつた点を捉えることにより、医師の判断す
るS4点とよく一致したS4点を検出し、正確な最低
血圧を表示できるようにしたものである。
の聴感レベルすなわちＫ音レベルで、医師が判断
するS4点を調べることによつて医師がS4点と判断
しているのは、Ｋ音の音圧レベルが、１つ前に発
現したＫ音の音圧レベルと比べて1/2以下に減衰
した時点（6dB以上減衰した時点）とよく一致し
ていることがわかつた。さらに１回の血圧測定中
に6dB以上の減衰時点が２以上あるときは、最初
の減衰時点をとるとよく一致することもわかつ
た。以上のことから、本発明においては、Ｋ音の
音圧レベルが、１拍前に発現したＫ音の音圧レベ
ルと比べて最初に6dB以上小さくなる点を捉える
ことにより、又は、得られたＫ音の電圧出力が１
拍前に発現したＫ音に比べて、1/2以上最初に小
さくなつた点を捉えることにより、医師の判断す
るS4点とよく一致したS4点を検出し、正確な最低
血圧を表示できるようにしたものである。
実施例 １
第３図および第４図は本発明の一実施例であ
り、第５図は同上の動作を示す信号ア〜ニのタイ
ムチヤート、以下、具体的構成および動作につい
て説明する。いま、人体上腕HAに腕帯１を巻
き、加圧球３５を加圧することにより、腕帯１内
の阻血カフに導管３３を通して、空気を送り込
み、予想される最高血圧値より20〜30mmHg高目
に加圧する。この阻血カフ内の圧力は、定速排気
弁３６を通して２〜３mmHg／secの速度で定速に
排気されていく。また阻血カフ内の圧力値は、導
管３３で連結された圧力変換器３７により制御回
路７に入力される。
り、第５図は同上の動作を示す信号ア〜ニのタイ
ムチヤート、以下、具体的構成および動作につい
て説明する。いま、人体上腕HAに腕帯１を巻
き、加圧球３５を加圧することにより、腕帯１内
の阻血カフに導管３３を通して、空気を送り込
み、予想される最高血圧値より20〜30mmHg高目
に加圧する。この阻血カフ内の圧力は、定速排気
弁３６を通して２〜３mmHg／secの速度で定速に
排気されていく。また阻血カフ内の圧力値は、導
管３３で連結された圧力変換器３７により制御回
路７に入力される。
一方、腕帯１内に内蔵されたマイクロフオン等
よりなるＫ音センサ２とＫ音検出回路３によりＫ
音が検出手される。この検出手段アは第５図アに
示されるような脈音を含んだ信号である。この信
号アは、Ｋ音フイルタ４により、Ｋ音のみの信号
イとなり、コンパレータ５により一定レベル以上
の信号ウがＫ音として弁別された後、波形整形回
路６により第５図エのようなＫ音パルスエとな
り、制御回路７に入力される。血圧判定手段を構
成する制御回路７においては、Ｋ音パルスエが最
初に発現したときの腕帯１内の阻血カフ内の圧力
値を最高血圧値（S1点）として表示器８に表示す
る。次にＫ音が入力される毎にそのときの圧力値
を表示保持し、最後のＫ音が発現したときの圧力
値を最低血圧（S5点）として表示器８に表示す
る。
よりなるＫ音センサ２とＫ音検出回路３によりＫ
音が検出手される。この検出手段アは第５図アに
示されるような脈音を含んだ信号である。この信
号アは、Ｋ音フイルタ４により、Ｋ音のみの信号
イとなり、コンパレータ５により一定レベル以上
の信号ウがＫ音として弁別された後、波形整形回
路６により第５図エのようなＫ音パルスエとな
り、制御回路７に入力される。血圧判定手段を構
成する制御回路７においては、Ｋ音パルスエが最
初に発現したときの腕帯１内の阻血カフ内の圧力
値を最高血圧値（S1点）として表示器８に表示す
る。次にＫ音が入力される毎にそのときの圧力値
を表示保持し、最後のＫ音が発現したときの圧力
値を最低血圧（S5点）として表示器８に表示す
る。
ところで、S4点検出回路３８においては、Ｋ音
パルスエが単安定マルチ９に入力され、その立ち
下りより、一定時間のチエツクパルスオを得る。
信号オの反転出力は単安定マルチ１０に入力さ
れ、その立ち上がりより、一定時間のリセツトパ
ルスカを得る一方、Ｔフリツプフロツプ１１にお
いては信号エの立ち下り毎に反転する出力キを得
る。信号キと信号オ，カの反転信号とのANDと
AND回路１４にてとることにより信号コを得る
とともに、信号キオカの反転信号のANDをアン
ド回路１５にてとることにより信号サを得る。信
号コはアナログスイツチ１８のコントロール端子
に入力される。アナログスイツチ１８において
は、信号コのHigh区間のみＫ音信号イを通して
信号シを得て、１倍ピークホールド回路２０と２
倍ピークホールド回路２２に入力される。同様に
アナログスイツチ１９によつて、信号サのHigh
区間のみＫ音信号イを通した信号スを得て、１倍
ピークホールド回路２４と２倍ピークホールド回
路２６に入力される。ここに、１倍及び２倍ピー
クホールド回路２０，２４，２２，２６の具体的
実施例は第４図ａ，ｂのようになつており、各２
個のオペアンプ４０，４１，４４，４５によつて
実現されている。図中４２，４６は逆流阻止用ダ
イオード、４３，４７はコンデンサ、４８，４９
は抵抗であり、抵抗４８，４９の抵抗値は等しく
設定してある。
パルスエが単安定マルチ９に入力され、その立ち
下りより、一定時間のチエツクパルスオを得る。
信号オの反転出力は単安定マルチ１０に入力さ
れ、その立ち上がりより、一定時間のリセツトパ
ルスカを得る一方、Ｔフリツプフロツプ１１にお
いては信号エの立ち下り毎に反転する出力キを得
る。信号キと信号オ，カの反転信号とのANDと
AND回路１４にてとることにより信号コを得る
とともに、信号キオカの反転信号のANDをアン
ド回路１５にてとることにより信号サを得る。信
号コはアナログスイツチ１８のコントロール端子
に入力される。アナログスイツチ１８において
は、信号コのHigh区間のみＫ音信号イを通して
信号シを得て、１倍ピークホールド回路２０と２
倍ピークホールド回路２２に入力される。同様に
アナログスイツチ１９によつて、信号サのHigh
区間のみＫ音信号イを通した信号スを得て、１倍
ピークホールド回路２４と２倍ピークホールド回
路２６に入力される。ここに、１倍及び２倍ピー
クホールド回路２０，２４，２２，２６の具体的
実施例は第４図ａ，ｂのようになつており、各２
個のオペアンプ４０，４１，４４，４５によつて
実現されている。図中４２，４６は逆流阻止用ダ
イオード、４３，４７はコンデンサ、４８，４９
は抵抗であり、抵抗４８，４９の抵抗値は等しく
設定してある。
一方、信号カとキのANDをAND回路１３にて
とることによりリセツトパルスクを得て、トラン
ジスタ２１を通して、１倍ピークホールド回路２
０に、トランジスタ２７を通して２倍ピークホー
ルド回路２６に入力され、同様に信号カと信号キ
の反転信号のANDをAND回路１６にてとること
により出力ケを得てトランジスタ２３を通して２
倍ピークホールド回路２２に、トランジスタ２５
を通して１倍ピークホールド回路２４に入力され
る。１倍ピークホールド回路２０の出力セはオペ
アンプ２８の非反転入力端子に入力されるととも
に、２倍ピークホールド回路２６の出力チは反転
入力端子に入力されて信号セとチの比較が行なわ
れ、信号セの方が大きいときはオペアンプ２８の
出力がHighになり、信号チの方が大きいときは
Lpwになる。このオペアンプ２８の出力は、信号
オとキのANDをとるAND回路１２の出力ツと
AND回路３０にてANDがとられ出力トを得る。
一方１ピークホールド回路２４の出力タはオペア
ンプ２９の非反転入力端子に入力されるととも
に、２倍ピークホールド回路２２の出力ソは反転
入力端子に入力されて同様の比較が行われ、その
出力は、信号キの反転出力と信号オのANDをと
るAND回路１７の出力テとのANDがAND回路
３１にてとられ出力ナを得る。信号トとナのOR
をとるOR回路３２に出力ニがS4点検出パルスで
あり制御回路７に入力される。すなわち、Ｋ音フ
イルタ４出力イは、Ｋ音パルスエ（パルス幅約
100〜300mmsec程度）の立ち下りを基に得られた
信号コとサのHigh部分に二分される。ここで、
Ｋ音に第５図に示すように１〜10の番号をつけて
説明する。
とることによりリセツトパルスクを得て、トラン
ジスタ２１を通して、１倍ピークホールド回路２
０に、トランジスタ２７を通して２倍ピークホー
ルド回路２６に入力され、同様に信号カと信号キ
の反転信号のANDをAND回路１６にてとること
により出力ケを得てトランジスタ２３を通して２
倍ピークホールド回路２２に、トランジスタ２５
を通して１倍ピークホールド回路２４に入力され
る。１倍ピークホールド回路２０の出力セはオペ
アンプ２８の非反転入力端子に入力されるととも
に、２倍ピークホールド回路２６の出力チは反転
入力端子に入力されて信号セとチの比較が行なわ
れ、信号セの方が大きいときはオペアンプ２８の
出力がHighになり、信号チの方が大きいときは
Lpwになる。このオペアンプ２８の出力は、信号
オとキのANDをとるAND回路１２の出力ツと
AND回路３０にてANDがとられ出力トを得る。
一方１ピークホールド回路２４の出力タはオペア
ンプ２９の非反転入力端子に入力されるととも
に、２倍ピークホールド回路２２の出力ソは反転
入力端子に入力されて同様の比較が行われ、その
出力は、信号キの反転出力と信号オのANDをと
るAND回路１７の出力テとのANDがAND回路
３１にてとられ出力ナを得る。信号トとナのOR
をとるOR回路３２に出力ニがS4点検出パルスで
あり制御回路７に入力される。すなわち、Ｋ音フ
イルタ４出力イは、Ｋ音パルスエ（パルス幅約
100〜300mmsec程度）の立ち下りを基に得られた
信号コとサのHigh部分に二分される。ここで、
Ｋ音に第５図に示すように１〜10の番号をつけて
説明する。
まずNo.１とNo.２のＫ音の比較、すなわちNo.２の
Ｋ音がS4点であるかどうかの判定は、No.２のＫ音
ピーク値がNo.１のＫ音のピーク値に比べて1/2以
下であるかの判定となる。1/2以下であればS4点
である。この判定は、まずNo.１のＫ音ピーク値
を、１倍ピークホールド回路２４で保持する。次
にNo.２のＫ音のピーク値は、２倍ピークホールド
回路２２で２倍に増幅されて保持される。そして
No.２のＫ音に相当するＫ音パルスエの立ち下りに
より発生したチエツクパルステの期間に比較され
る。この場合No.２のＫ音No.１に比べて大きく、さ
らに２倍に増幅されているので、明らかに信号ソ
の方が大きくS4点とならず出力ナもLpwのままで
ある。もしS4点であれば、１倍ピークホールド回
路２４の方が高くなるはずである。チエツクパル
ステによる比較後は、リセツトパルスケにより１
倍ピークホールド回路２４、２倍ピークホールド
回路２２のピーク保持電力がリセツトされる。そ
してNo.３のＫ音のピーク値が、新たに１倍ピーク
ホールド回路２４に保持され、No.４のＫ音のピー
ク値が２倍ピークホールド回路２２に２倍に増幅
されて保持されて、オペアンプ２９で比較され、
No.４のＫ音パルスの立ち下りで発生したチエツク
パルスの期間に検出が行なわれる。このように
次々に更新してS4点の検出が行われていく。
Ｋ音がS4点であるかどうかの判定は、No.２のＫ音
ピーク値がNo.１のＫ音のピーク値に比べて1/2以
下であるかの判定となる。1/2以下であればS4点
である。この判定は、まずNo.１のＫ音ピーク値
を、１倍ピークホールド回路２４で保持する。次
にNo.２のＫ音のピーク値は、２倍ピークホールド
回路２２で２倍に増幅されて保持される。そして
No.２のＫ音に相当するＫ音パルスエの立ち下りに
より発生したチエツクパルステの期間に比較され
る。この場合No.２のＫ音No.１に比べて大きく、さ
らに２倍に増幅されているので、明らかに信号ソ
の方が大きくS4点とならず出力ナもLpwのままで
ある。もしS4点であれば、１倍ピークホールド回
路２４の方が高くなるはずである。チエツクパル
ステによる比較後は、リセツトパルスケにより１
倍ピークホールド回路２４、２倍ピークホールド
回路２２のピーク保持電力がリセツトされる。そ
してNo.３のＫ音のピーク値が、新たに１倍ピーク
ホールド回路２４に保持され、No.４のＫ音のピー
ク値が２倍ピークホールド回路２２に２倍に増幅
されて保持されて、オペアンプ２９で比較され、
No.４のＫ音パルスの立ち下りで発生したチエツク
パルスの期間に検出が行なわれる。このように
次々に更新してS4点の検出が行われていく。
ところが、この系統で行われるS4点の検出はこ
の場合でいえば、No.２、No.４、No.６…をいうふう
に偶数番のＫ音についてのみである。そこで奇数
番のＫ音がS4点かどうかの判定はこれと同様のも
う一つの系統で行う必要がある。但し、No.１のＫ
音は最初のＫ音S1点ではないので省かれる。No.２
のＫ音のピーク値は、１倍ピークホールド回路２
０によつて保持され、No.３のＫ音のピーク値は２
倍ピークホールド回路２６によつて２倍に増幅さ
れて保持され、オペアンプ２８で比較される。そ
してNo.３のＫ音パルスエの立ち下りで発生したチ
エツクパルスツの期間に検出されたあと、リセツ
トパルスケでピークホールド回路２０，２６の保
持電圧はリセツトされる。この系統によつてNo.
３、No.５、No.７…のような奇数番のＫ音がS4点か
どうか判定される。第５図の例では、No.９のＫ音
がS4点である。このS4点を検出する動作を説明す
ると、No.８のＫ音のピーク値が１倍ピークホール
ド回路２０で保持され、No.９のＫ音のピーク値が
２倍ピークホールド回路２６に２倍に増幅されて
保持される。この信号セ，チはオペアンプ２８で
比較されるが、信号ツのチエツクパルスの期間の
比較結果がAND３０に出力される。この比較結
果は、No.９のＫ音のピーク値を２倍してもNo.８の
ピーク値より小さくなる。すなわち、No.９のＫ音
はNo.８のＫ音に比べて1/2以下になつている。オ
ペアンプ２８の出力はHighでありチエツクパル
スツの期間信号トはHighとなる。この信号はOR
３２出力ニにそのまま現れ制御回路７に入力され
る。制御回路７においてはこのHighパルス（S4
点検出パルス）を検出すると、そのとき保持して
いる圧力値（この場合No.９のＫ音が発現したとき
の腕帯１内の阻血カフ内の圧力値）を最低血圧
（S4点）として表示器８に表示する。もちろん２
発以上のS4点検出パルスを検出した場合は、２発
目以降は受けつけないようにする。Ｋ音信号を分
割する信号コ，サにおいてチエツクパルスオ、リ
セツトパルスカの期間を両方から省いたのは、リ
セツトパルスの期間を入れるとチエツク期間中も
ピーク検出を行つてしまい、特に１倍のピークホ
ールド回路２０，２２のデータが変化する可能性
がある為であり、リセツトパルスの期間を入れる
とその期間中にピーク値を更新するような信号が
入つた場合、特に１倍のピークホールド回路２
０，２２（第４図）のオペアンプ４０の出力がア
ースに短絡されることにより、オペアンプ４０を
劣化あるいは故障させる原因となるためである。
この期間にＫ音の発現する可能性は少なくＫ音の
ピーク値検出をこの期間省いても問題にはならな
い。但し、この期間を長くとる、すなわちチエツ
クパルス、リセツトパルスのパルス巾をあまり長
くとることはよくないので、それぞれのパルス巾
は数十msec以下に押える必要がある。
の場合でいえば、No.２、No.４、No.６…をいうふう
に偶数番のＫ音についてのみである。そこで奇数
番のＫ音がS4点かどうかの判定はこれと同様のも
う一つの系統で行う必要がある。但し、No.１のＫ
音は最初のＫ音S1点ではないので省かれる。No.２
のＫ音のピーク値は、１倍ピークホールド回路２
０によつて保持され、No.３のＫ音のピーク値は２
倍ピークホールド回路２６によつて２倍に増幅さ
れて保持され、オペアンプ２８で比較される。そ
してNo.３のＫ音パルスエの立ち下りで発生したチ
エツクパルスツの期間に検出されたあと、リセツ
トパルスケでピークホールド回路２０，２６の保
持電圧はリセツトされる。この系統によつてNo.
３、No.５、No.７…のような奇数番のＫ音がS4点か
どうか判定される。第５図の例では、No.９のＫ音
がS4点である。このS4点を検出する動作を説明す
ると、No.８のＫ音のピーク値が１倍ピークホール
ド回路２０で保持され、No.９のＫ音のピーク値が
２倍ピークホールド回路２６に２倍に増幅されて
保持される。この信号セ，チはオペアンプ２８で
比較されるが、信号ツのチエツクパルスの期間の
比較結果がAND３０に出力される。この比較結
果は、No.９のＫ音のピーク値を２倍してもNo.８の
ピーク値より小さくなる。すなわち、No.９のＫ音
はNo.８のＫ音に比べて1/2以下になつている。オ
ペアンプ２８の出力はHighでありチエツクパル
スツの期間信号トはHighとなる。この信号はOR
３２出力ニにそのまま現れ制御回路７に入力され
る。制御回路７においてはこのHighパルス（S4
点検出パルス）を検出すると、そのとき保持して
いる圧力値（この場合No.９のＫ音が発現したとき
の腕帯１内の阻血カフ内の圧力値）を最低血圧
（S4点）として表示器８に表示する。もちろん２
発以上のS4点検出パルスを検出した場合は、２発
目以降は受けつけないようにする。Ｋ音信号を分
割する信号コ，サにおいてチエツクパルスオ、リ
セツトパルスカの期間を両方から省いたのは、リ
セツトパルスの期間を入れるとチエツク期間中も
ピーク検出を行つてしまい、特に１倍のピークホ
ールド回路２０，２２のデータが変化する可能性
がある為であり、リセツトパルスの期間を入れる
とその期間中にピーク値を更新するような信号が
入つた場合、特に１倍のピークホールド回路２
０，２２（第４図）のオペアンプ４０の出力がア
ースに短絡されることにより、オペアンプ４０を
劣化あるいは故障させる原因となるためである。
この期間にＫ音の発現する可能性は少なくＫ音の
ピーク値検出をこの期間省いても問題にはならな
い。但し、この期間を長くとる、すなわちチエツ
クパルス、リセツトパルスのパルス巾をあまり長
くとることはよくないので、それぞれのパルス巾
は数十msec以下に押える必要がある。
実施例 ２
第６図乃至第８図は他の実施例を示すもので、
実施例１に比べてS4点の検出をより正確（医師と
一致）に行なうことができ、しかもノイズに対す
る誤動作を少くしたものであり、第９図および第
１０図は同上の信号Ａ〜Ｚ，ａ〜ｊを示すタイム
チヤートである。以下、構成および動作について
具体的に説明する。まず、実施例１と同様に人体
上腕HAに腕帯１を巻き、聴診器２ａのヘツドを
腕帯１下端から指先側に数cm離れた動脈上に置き
（医師が聴診器を当てる位置）ゴムバンド等の固
定具２ｂで約200〜400ｇの押しつけ圧で固定す
る。次に加圧球３４で腕帯１内の阻血カフ導管３
３を通して空気を送り込み、予想される最高血圧
値よりも20〜30mmHg高目に加圧する。加圧後阻
血カフ内の空気は導管３３で連結された定速排気
弁３６により２〜３mmHg／secの速度で排気され
る。阻血カフ内の圧力値は導管３３で連結された
圧力変換器３７により検出され、制御回路７に入
力される。一方、Ｋ音は聴診器２ａにより集音さ
れ、その耳当て部に人間の耳と音響的に等価ら人
工耳に取り付けられたマイクロフオンよりなるＫ
音センサ２を通してＫ音検出回路３で検出され
る。ここで得られる信号Ａは第９図Ａに示される
ような脈音を含んだ波形である。この信号Ａは聴
感補正フイルタ５０に入力される。ここでは、人
間の耳の聴感特性であるラウドネス曲線（第２
図）の内の適当な等ラウドネス曲線（60dB等ラウ
ドネス曲線付近が良い）の逆特性をもつフイルタ
を通す事により、人間の耳で感じるレベルと同レ
ベルのＫ音信号Ｂが得られる。このようにするこ
とにより、前述の実施例１よりも医師の判断によ
り近くなる。また、聴感補正フイルタ５０には、
Ｋ音センサ２のマイクロフオンの周波数特性がフ
ラツトでない場合はそれを補正する感度補正フイ
ルタを加える。ここで得られれた信号Ｂは絶対値
増幅器５１に入力され信号Ｃを得る。信号Ｃは、
S1コンパレータ５２によつて一定レベル以上の信
号をS1点Ｋ音として検出し、波形整形回路５４に
よりＤのように波形整形されたあと、Ｋ音論理回
路５９に入力される。一方信号Ｃは、S5コンパレ
ータ５３に入力されS5点検出に適した一定レベル
以上の信号をS5点Ｋ音として検出し、波形整形回
路５５を通してAND回路５７に入力される。又、
信号Ａを脈音フイルタとコンパレータ及び波形整
形回路よりなる脈音ゲート５６に入力し、脈音
（10Hz以下）を検出して信号Ｆを得る。この信号
ＦをAND回路５７の一方に入れ、信号Ｅとの
ANDをとり、出力ＧをＫ音論理回路５９に入力
する。Ｋ音論理回路５９においては、信号Ｄの立
ち上りを単安定マルチ６０（約300msec）で検出
し、３発目の立ち上りでＪ−Ｋフリツプフロツプ
７１の出力をHighとするとともにその信号と信
号ＪのORをOR回路７２にて演算し、リセツト
信号ＨとのAND出力をS1決定信号Ｎとして出力
する。単安定マルチ６１は、約２〜4secのパルス
を発生し、その時間内に次の立ち上りがなけれ
ば、Ｊ−Ｋフリツプフロツプ７１の出力Ｋが
Highとなるまでであれば、ノイズとしてＫ音の
カウントをリセツトするものである。一方信号Ｇ
の立ち上りを約300msecの単安定マルチ６２で検
出し、信号ＫがHighとなつたあと、そのときの
Ｋ音を含めて２発を検出したときS1−S5切換信号
ＱをHighとする。信号ＱがLpwのときは信号Ｉ
を、Highのときは信号ＬをＫ音パルスＯとして
出力する。約２〜4secのパルスを発生する単安定
マルチ６３は、信号ＱがHighとなつたあと約２
〜4sec以内に信号Ｇの立ち上りがなければ出力Ｍ
をLpwとしてラツチ８０に入力しS5決定信号Ｐを
得る。リセツト信号Ｈは、リセツトスイツチ５８
によつて、常時はHighとなり、測定開始時とか
ノイズの入つたときにリセツトスイツチ５８を押
すことによりLpwとして、Ｋ音論理回路５９をリ
セツトして初期状態にもどすものである。次に、
Ｋ音パルスＯ、S5決定信号Ｐ、S1−S5切換信号
Ｑ、絶対値増幅器５１の出力ＣはS4検出回路３８
に入力される。第７図中６４，６９，７７，７８
はAND回路、７３はNAND回路、６８，７９は
OR回路、６６，７０，７５，８１はNOT回路、
６５，７４はＳ−Ｒフリツプフロツプ、６７，７
６はＪ−Ｋフリツプフロツプである。
実施例１に比べてS4点の検出をより正確（医師と
一致）に行なうことができ、しかもノイズに対す
る誤動作を少くしたものであり、第９図および第
１０図は同上の信号Ａ〜Ｚ，ａ〜ｊを示すタイム
チヤートである。以下、構成および動作について
具体的に説明する。まず、実施例１と同様に人体
上腕HAに腕帯１を巻き、聴診器２ａのヘツドを
腕帯１下端から指先側に数cm離れた動脈上に置き
（医師が聴診器を当てる位置）ゴムバンド等の固
定具２ｂで約200〜400ｇの押しつけ圧で固定す
る。次に加圧球３４で腕帯１内の阻血カフ導管３
３を通して空気を送り込み、予想される最高血圧
値よりも20〜30mmHg高目に加圧する。加圧後阻
血カフ内の空気は導管３３で連結された定速排気
弁３６により２〜３mmHg／secの速度で排気され
る。阻血カフ内の圧力値は導管３３で連結された
圧力変換器３７により検出され、制御回路７に入
力される。一方、Ｋ音は聴診器２ａにより集音さ
れ、その耳当て部に人間の耳と音響的に等価ら人
工耳に取り付けられたマイクロフオンよりなるＫ
音センサ２を通してＫ音検出回路３で検出され
る。ここで得られる信号Ａは第９図Ａに示される
ような脈音を含んだ波形である。この信号Ａは聴
感補正フイルタ５０に入力される。ここでは、人
間の耳の聴感特性であるラウドネス曲線（第２
図）の内の適当な等ラウドネス曲線（60dB等ラウ
ドネス曲線付近が良い）の逆特性をもつフイルタ
を通す事により、人間の耳で感じるレベルと同レ
ベルのＫ音信号Ｂが得られる。このようにするこ
とにより、前述の実施例１よりも医師の判断によ
り近くなる。また、聴感補正フイルタ５０には、
Ｋ音センサ２のマイクロフオンの周波数特性がフ
ラツトでない場合はそれを補正する感度補正フイ
ルタを加える。ここで得られれた信号Ｂは絶対値
増幅器５１に入力され信号Ｃを得る。信号Ｃは、
S1コンパレータ５２によつて一定レベル以上の信
号をS1点Ｋ音として検出し、波形整形回路５４に
よりＤのように波形整形されたあと、Ｋ音論理回
路５９に入力される。一方信号Ｃは、S5コンパレ
ータ５３に入力されS5点検出に適した一定レベル
以上の信号をS5点Ｋ音として検出し、波形整形回
路５５を通してAND回路５７に入力される。又、
信号Ａを脈音フイルタとコンパレータ及び波形整
形回路よりなる脈音ゲート５６に入力し、脈音
（10Hz以下）を検出して信号Ｆを得る。この信号
ＦをAND回路５７の一方に入れ、信号Ｅとの
ANDをとり、出力ＧをＫ音論理回路５９に入力
する。Ｋ音論理回路５９においては、信号Ｄの立
ち上りを単安定マルチ６０（約300msec）で検出
し、３発目の立ち上りでＪ−Ｋフリツプフロツプ
７１の出力をHighとするとともにその信号と信
号ＪのORをOR回路７２にて演算し、リセツト
信号ＨとのAND出力をS1決定信号Ｎとして出力
する。単安定マルチ６１は、約２〜4secのパルス
を発生し、その時間内に次の立ち上りがなけれ
ば、Ｊ−Ｋフリツプフロツプ７１の出力Ｋが
Highとなるまでであれば、ノイズとしてＫ音の
カウントをリセツトするものである。一方信号Ｇ
の立ち上りを約300msecの単安定マルチ６２で検
出し、信号ＫがHighとなつたあと、そのときの
Ｋ音を含めて２発を検出したときS1−S5切換信号
ＱをHighとする。信号ＱがLpwのときは信号Ｉ
を、Highのときは信号ＬをＫ音パルスＯとして
出力する。約２〜4secのパルスを発生する単安定
マルチ６３は、信号ＱがHighとなつたあと約２
〜4sec以内に信号Ｇの立ち上りがなければ出力Ｍ
をLpwとしてラツチ８０に入力しS5決定信号Ｐを
得る。リセツト信号Ｈは、リセツトスイツチ５８
によつて、常時はHighとなり、測定開始時とか
ノイズの入つたときにリセツトスイツチ５８を押
すことによりLpwとして、Ｋ音論理回路５９をリ
セツトして初期状態にもどすものである。次に、
Ｋ音パルスＯ、S5決定信号Ｐ、S1−S5切換信号
Ｑ、絶対値増幅器５１の出力ＣはS4検出回路３８
に入力される。第７図中６４，６９，７７，７８
はAND回路、７３はNAND回路、６８，７９は
OR回路、６６，７０，７５，８１はNOT回路、
６５，７４はＳ−Ｒフリツプフロツプ、６７，７
６はＪ−Ｋフリツプフロツプである。
S4点検出回路３８′においては、Ｋ音パルスＯ
とS5決定信号ＰとのANDをAND回路８２にてと
る。これは、S4点より小さくなることはない、す
なわちS5決定後に入力されるＫ音パルスＯの信号
はノイズ（第９図ではN4）であるのでS5決定以
降のＫ音パルスＯを入力させないことによりS4点
検出回路３８′の誤動作を防ぐものである。この
AND回路８２の出力は単安定マルチ８３、Ｔフ
リツプフロツプ８５によりその立ち下りを検出し
て、前述の実施例１と同様の原理でS4点を検出
し、S4点検出パルスｉを得る。この出力はラツチ
１１３にセツト信号として入力される。このラツ
チ１１３のリセツト信号としてはS1−S5切換信号
Ｑが入力され、この信号ＱがLpwの間すなわちS1
点Ｋ音からS5点Ｋ音に切換る（この場合通常５発
目Ｋ音パルスの立ち上り）まで、ラツチがかから
ないようになつている。したがつてこの場合で
は、５発目のＫ音からS4点の検出を行うことにな
る。それは第９図に示すように、１発目のＫ音が
発現する前にS1点より２倍以上大きなノイズN2
があつた場合、S1点としてしまう。S1−S5切換信
号は、ラツチ１１３より以前の信号ｅ，ｆとの
ANDをとることによつても防げる。又、この目
的のためにはS1−S5切換信号を用いたが、S1点以
降数発までのＫ音パルスであれば何発目のＫ音以
降にS4点検出を行うとしても同様の効果が得られ
る。これはS4点がS1点から数発以内となること
は、正常な測定状態においては考えられないから
である。また、前述の実施例１と比べて９２〜９
５と１０８，１０９の電圧変換用の回路を設けた
のはデジタル部とアナログ部の電源電圧が異なる
からである。特に、S4点検出回路３８′では、Ｋ
音を２倍に増幅するので、大きなダイナミツクレ
ンジがある方がＫ音が電源電圧までで飽和するこ
とがない。そのため、たとえばデジタル部を5V
としてアナログ部を±15Vとするというように電
源電圧が異つた場合にも用いられる。また、Ｋ音
信号Ｂを絶対値増幅器５１に入力したのは第１０
図に示すように、Ｋ音信号Ｂが正負にかたよつて
発生した場合、そのままでコンパレータにかける
とL1を検出レベルとした場合のＫ音を検出ミ
ス（信号D′）するし、L2を用いた場合のＫ音
を検出ミス（信号D″）する。そこで信号Ｃのよ
うに絶対値をとると一定のコンパレータレベル
L3でも（信号Ｄ）のように検出ミスを起さない。
このことによつてＫ音パルスの検出精度が上るこ
とになる。またS4点検出回路３８′においてもこ
の絶対値出力ｃをピークホールド回路９８，１０
２，１００，１０４に入力することにより第１０
図のようなＫ音信号Ｂと対してもＫ音検出レベル
を誤検出することがなくなる。また、脈音ゲート
５６の出力信号ＦによつてＫ音パルス（今回はS5
点Ｋ音にかけたがＫ音パルスＯにかけても良い）
にゲートをかけることによつて第９図のN3のよ
うなノイズを防いでいる。このN3のようにS1−
S5内で発生するノイズについてはS1点及びS5点の
検出では問題とならないが、S4点検出においては
誤動作の原因となる。（S4点検出は２つのＫ音間
のピーク値を比較するため、N3のようなノイズ
が入るとN3とその１つ前のＫ音、N3とその１つ
後のＫ音の比較を行つてしまう。したがつてこの
ような脈音ゲート（Ｋ音は脈音に同期して発現す
る）を設けることによつて誤動作を防ぐことがで
きる。第８図中８３，８４は単安定マルチ、８５
はＴフリツプフロツプ、８６，８１，１１１は
AND回路、８７〜９０はNAND回路、１１２は
OR回路、９６，９７，９９，１０１，１０３，
１０５はアナログスイツチ、１０６，１０７はオ
ペアンプである。
とS5決定信号ＰとのANDをAND回路８２にてと
る。これは、S4点より小さくなることはない、す
なわちS5決定後に入力されるＫ音パルスＯの信号
はノイズ（第９図ではN4）であるのでS5決定以
降のＫ音パルスＯを入力させないことによりS4点
検出回路３８′の誤動作を防ぐものである。この
AND回路８２の出力は単安定マルチ８３、Ｔフ
リツプフロツプ８５によりその立ち下りを検出し
て、前述の実施例１と同様の原理でS4点を検出
し、S4点検出パルスｉを得る。この出力はラツチ
１１３にセツト信号として入力される。このラツ
チ１１３のリセツト信号としてはS1−S5切換信号
Ｑが入力され、この信号ＱがLpwの間すなわちS1
点Ｋ音からS5点Ｋ音に切換る（この場合通常５発
目Ｋ音パルスの立ち上り）まで、ラツチがかから
ないようになつている。したがつてこの場合で
は、５発目のＫ音からS4点の検出を行うことにな
る。それは第９図に示すように、１発目のＫ音が
発現する前にS1点より２倍以上大きなノイズN2
があつた場合、S1点としてしまう。S1−S5切換信
号は、ラツチ１１３より以前の信号ｅ，ｆとの
ANDをとることによつても防げる。又、この目
的のためにはS1−S5切換信号を用いたが、S1点以
降数発までのＫ音パルスであれば何発目のＫ音以
降にS4点検出を行うとしても同様の効果が得られ
る。これはS4点がS1点から数発以内となること
は、正常な測定状態においては考えられないから
である。また、前述の実施例１と比べて９２〜９
５と１０８，１０９の電圧変換用の回路を設けた
のはデジタル部とアナログ部の電源電圧が異なる
からである。特に、S4点検出回路３８′では、Ｋ
音を２倍に増幅するので、大きなダイナミツクレ
ンジがある方がＫ音が電源電圧までで飽和するこ
とがない。そのため、たとえばデジタル部を5V
としてアナログ部を±15Vとするというように電
源電圧が異つた場合にも用いられる。また、Ｋ音
信号Ｂを絶対値増幅器５１に入力したのは第１０
図に示すように、Ｋ音信号Ｂが正負にかたよつて
発生した場合、そのままでコンパレータにかける
とL1を検出レベルとした場合のＫ音を検出ミ
ス（信号D′）するし、L2を用いた場合のＫ音
を検出ミス（信号D″）する。そこで信号Ｃのよ
うに絶対値をとると一定のコンパレータレベル
L3でも（信号Ｄ）のように検出ミスを起さない。
このことによつてＫ音パルスの検出精度が上るこ
とになる。またS4点検出回路３８′においてもこ
の絶対値出力ｃをピークホールド回路９８，１０
２，１００，１０４に入力することにより第１０
図のようなＫ音信号Ｂと対してもＫ音検出レベル
を誤検出することがなくなる。また、脈音ゲート
５６の出力信号ＦによつてＫ音パルス（今回はS5
点Ｋ音にかけたがＫ音パルスＯにかけても良い）
にゲートをかけることによつて第９図のN3のよ
うなノイズを防いでいる。このN3のようにS1−
S5内で発生するノイズについてはS1点及びS5点の
検出では問題とならないが、S4点検出においては
誤動作の原因となる。（S4点検出は２つのＫ音間
のピーク値を比較するため、N3のようなノイズ
が入るとN3とその１つ前のＫ音、N3とその１つ
後のＫ音の比較を行つてしまう。したがつてこの
ような脈音ゲート（Ｋ音は脈音に同期して発現す
る）を設けることによつて誤動作を防ぐことがで
きる。第８図中８３，８４は単安定マルチ、８５
はＴフリツプフロツプ、８６，８１，１１１は
AND回路、８７〜９０はNAND回路、１１２は
OR回路、９６，９７，９９，１０１，１０３，
１０５はアナログスイツチ、１０６，１０７はオ
ペアンプである。
本発明は上述のように、コロトコフ音の音圧レ
ベルを人間が実際に感じるコロトコフ音の音圧レ
ベルに補正して出力する補正手段をコロトコフ音
検出手段内に設け、上記補正手段から出力される
コロトコフ音の音圧レベルが一拍前のコロトコフ
音の音圧レベルに比べて1/2以下に減衰する時点
をスワン第４点として検出するスワン第４点検出
手段を血圧判定手段内に設け、スワン第４点にお
ける圧迫手段の圧値を最低血圧として表示するよ
うにしたものであるから、聴診器で医師の判断す
るS4点とよく一致したS4点を検出することがで
き、正確な最低血圧（S4点）を測定表示すること
ができる効果を奏するものである。つまり、本発
明は、スワン第４点をいかに正確に検出できるか
について検討したところ、人間の耳の化聴特性
（一般に基準としている等ラウドネス曲線）に基
づいてコロトコフ音を定量化し、一拍前のコロト
コフ音に比べて1/2以下になる点を検出すると標
準的なスワン第４点が検出できることを見い出
し、この1/2減衰点を検出する手段を血圧判定手
段内に設けることにより、聴診器による医師の測
定とよく一致した最低血圧が測定できるようにし
たものである。なお、1/2減衰点が２つ以上続い
ても、最初の1/2減衰点がスワン第４点に一致し
ていることも確認しており、特許請求の範囲第２
項の構成により、このような場合にあつても、正
確な最低血圧を測定できることになる。
ベルを人間が実際に感じるコロトコフ音の音圧レ
ベルに補正して出力する補正手段をコロトコフ音
検出手段内に設け、上記補正手段から出力される
コロトコフ音の音圧レベルが一拍前のコロトコフ
音の音圧レベルに比べて1/2以下に減衰する時点
をスワン第４点として検出するスワン第４点検出
手段を血圧判定手段内に設け、スワン第４点にお
ける圧迫手段の圧値を最低血圧として表示するよ
うにしたものであるから、聴診器で医師の判断す
るS4点とよく一致したS4点を検出することがで
き、正確な最低血圧（S4点）を測定表示すること
ができる効果を奏するものである。つまり、本発
明は、スワン第４点をいかに正確に検出できるか
について検討したところ、人間の耳の化聴特性
（一般に基準としている等ラウドネス曲線）に基
づいてコロトコフ音を定量化し、一拍前のコロト
コフ音に比べて1/2以下になる点を検出すると標
準的なスワン第４点が検出できることを見い出
し、この1/2減衰点を検出する手段を血圧判定手
段内に設けることにより、聴診器による医師の測
定とよく一致した最低血圧が測定できるようにし
たものである。なお、1/2減衰点が２つ以上続い
ても、最初の1/2減衰点がスワン第４点に一致し
ていることも確認しており、特許請求の範囲第２
項の構成により、このような場合にあつても、正
確な最低血圧を測定できることになる。
第１図は本発明の構成を示すブロツク図、第２
図は同上の動作説明図、第３図および第４図ａ，
ｂは本発明一実施例の回路図、第５図は同上の動
作説明図、第６図乃至第８図は他の実施例の回路
図、第９図および第１０図は同上の動作説明図で
ある。 １０２は圧迫手段、１２１は加減圧手段、１２
２は圧値検出手段、１２３はコロトコフ音検出手
段、１２６はスワン第４点検出手段である。
図は同上の動作説明図、第３図および第４図ａ，
ｂは本発明一実施例の回路図、第５図は同上の動
作説明図、第６図乃至第８図は他の実施例の回路
図、第９図および第１０図は同上の動作説明図で
ある。 １０２は圧迫手段、１２１は加減圧手段、１２
２は圧値検出手段、１２３はコロトコフ音検出手
段、１２６はスワン第４点検出手段である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 動脈の圧迫手段と、圧迫手段の加減圧手段
と、圧迫手段の圧値検出手段と、コロトコフ音検
出手段と、コロトコフ音の発現、消滅を検出して
その時の圧値を最高、最低血圧と判定する血圧判
定手段と、血圧値の表示手段とよりなる血圧計に
おいて、コロトコフ音の音圧レベルを人間が実際
に感じるコロトコフ音の音圧レベルに補正して出
力する補正手段をコロトコフ音検出手段内に設
け、上記補正手段から出力されるコロトコフ音の
音圧レベルが一拍前のコロトコフ音の音圧レベル
に比べて1/2以下に減衰する時点をスワン第４点
として検出するスワン第４点検出手段を血圧判定
手段内に設け、スワン第４点における圧迫手段の
圧値を最低血圧として表示せしめて成る血圧計。 ２ コロトコフ音の音圧レベルが一拍前のコロト
コフ音の音圧レベルに比べて1/2以下に減衰する
時点が２以上あるときにおいて最先の時点をスワ
ン第４点として検出するようにスワン第４点検出
手段を形成して成る特許請求の範囲第１項記載の
血圧計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58226033A JPS60119920A (ja) | 1983-11-30 | 1983-11-30 | 血圧計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58226033A JPS60119920A (ja) | 1983-11-30 | 1983-11-30 | 血圧計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60119920A JPS60119920A (ja) | 1985-06-27 |
| JPH0373298B2 true JPH0373298B2 (ja) | 1991-11-21 |
Family
ID=16838718
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58226033A Granted JPS60119920A (ja) | 1983-11-30 | 1983-11-30 | 血圧計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60119920A (ja) |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS52116676A (en) * | 1976-03-25 | 1977-09-30 | Omron Tateisi Electronics Co | Device for measuring blood pressure |
-
1983
- 1983-11-30 JP JP58226033A patent/JPS60119920A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS60119920A (ja) | 1985-06-27 |
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