JPH0475007B2 - - Google Patents
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- JPH0475007B2 JPH0475007B2 JP60046379A JP4637985A JPH0475007B2 JP H0475007 B2 JPH0475007 B2 JP H0475007B2 JP 60046379 A JP60046379 A JP 60046379A JP 4637985 A JP4637985 A JP 4637985A JP H0475007 B2 JPH0475007 B2 JP H0475007B2
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
- A61B5/02208—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the Korotkoff method
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
本発明は聴診法の原理に基づいた生体の循環機
能測定装置に関するものである。
能測定装置に関するものである。
聴診法の原理に基づいた血圧測定装置におい
て、コロトコフ音（以下「Ｋ音」と略す）の検出
方法には、フイルタ・コンパレータ方式及びパタ
ーン認識法があり、各々予め設定した閾値あるい
はパターンによつてＫ音を弁別している。 一方、聴診法において、徐々に（１心拍ごとに
２〜３mmHg位の速さで）減圧しながら聴診する
と、圧力の変化に伴つて第１図に示すような音の
変化を聴くことができる。 第１図中、Ａ点は音出現点でありこの点の圧力
値を最大血圧とする。 Ａ点以降清音が聴取され、徐々に大きくなるが
やがてＢ点より雑音に移行し、Ｃ点より再び清音
に移行し、強調な清音が続く、そしてＤ点より音
が小さくなり、Ｅ点で音が消失する。 最低血圧は、Ｄ点、又はＥ点の圧力として認識
される。即ち、第１図のような音色が５段階に別
れた音の変化が出現するのがコロトコフ音であ
り、Ａ点をスワン（swan）第１点をいい、Ｄ点
をスワン第４点（外国ではこの点を最低血圧測定
点としている）、Ｅ点をスワン第５点（日本では
この点を最低血圧測定点としている）としてい
る。
て、コロトコフ音（以下「Ｋ音」と略す）の検出
方法には、フイルタ・コンパレータ方式及びパタ
ーン認識法があり、各々予め設定した閾値あるい
はパターンによつてＫ音を弁別している。 一方、聴診法において、徐々に（１心拍ごとに
２〜３mmHg位の速さで）減圧しながら聴診する
と、圧力の変化に伴つて第１図に示すような音の
変化を聴くことができる。 第１図中、Ａ点は音出現点でありこの点の圧力
値を最大血圧とする。 Ａ点以降清音が聴取され、徐々に大きくなるが
やがてＢ点より雑音に移行し、Ｃ点より再び清音
に移行し、強調な清音が続く、そしてＤ点より音
が小さくなり、Ｅ点で音が消失する。 最低血圧は、Ｄ点、又はＥ点の圧力として認識
される。即ち、第１図のような音色が５段階に別
れた音の変化が出現するのがコロトコフ音であ
り、Ａ点をスワン（swan）第１点をいい、Ｄ点
をスワン第４点（外国ではこの点を最低血圧測定
点としている）、Ｅ点をスワン第５点（日本では
この点を最低血圧測定点としている）としてい
る。
しかしながら、聴診法で血圧を測定する場合
に、ときとして途中で血管音がとぎれて、いわゆ
る聴診間〓に遭遇することがある。これは血圧亢
進・抹消血管抵抗などに関係があるものとされ、
第１図のＢ−Ｃ点間に発生することが多く、高血
圧者の８％にみられる。 この聴診間〓の発生例を第２図に示す。 第２図Ａ〜Ｆは血管に加える圧力を徐々に減圧
した場合のＫ音の聴取状態を示したもので、圧力
が減圧されるに従つて第２図Ａ〜Ｆの如くのＫ音
が聴取された例である。 ここでａ〜ｊに示したのがこの聴診間〓の発生
例である。 従来の血圧測定装置においては、雑音処理とし
て、Ｋ音が検出された後所定の時間を経過しても
次のＫ音が検出されない場合には、先にＫ音とし
て検出された信号をノイズと判断する方式が採ら
れている。従つて、測定の途中、検出されないく
らいにＫ音が小さくなつたり、検出パターンが変
化した場合（又は脈音が発生した場合）には、そ
れまで検出したＫ音がノイズと判断され、最高血
圧測定点の検出を誤るという問題があつた。 また、脈拍算出機構を備えた血圧測定装置にお
いて、一般に脈拍の算出は、Ｋ音の出現間隔（又
はその平均）を、１分間の出現回数に換算するこ
とによつて行なわれている。このため、測定の途
中で、Ｋ音が検出されないくらいに振幅が小さく
なつた場合や、検出パターンが変化し、Ｋ音検出
を漏らした場合等において、その時のＫ音出現間
隔が脈拍の計算に含まれると、真の脈拍数よりも
かなり小さな値が誤まつて導かれるという問題が
あつた。 一方、この様な測定の途中で小さくなつたＫ音
あるいは脈音も検出できるように、Ｋ音弁別の閾
値又はパターンを設定すると、Ｋ音が出現し始め
る前に発生した脈音をＫ音として検出したり、同
じくＫ音が消滅した後の脈音をＫ音として検出し
したりしてしまい、正しい血圧値が得られないと
いう問題があつた。
に、ときとして途中で血管音がとぎれて、いわゆ
る聴診間〓に遭遇することがある。これは血圧亢
進・抹消血管抵抗などに関係があるものとされ、
第１図のＢ−Ｃ点間に発生することが多く、高血
圧者の８％にみられる。 この聴診間〓の発生例を第２図に示す。 第２図Ａ〜Ｆは血管に加える圧力を徐々に減圧
した場合のＫ音の聴取状態を示したもので、圧力
が減圧されるに従つて第２図Ａ〜Ｆの如くのＫ音
が聴取された例である。 ここでａ〜ｊに示したのがこの聴診間〓の発生
例である。 従来の血圧測定装置においては、雑音処理とし
て、Ｋ音が検出された後所定の時間を経過しても
次のＫ音が検出されない場合には、先にＫ音とし
て検出された信号をノイズと判断する方式が採ら
れている。従つて、測定の途中、検出されないく
らいにＫ音が小さくなつたり、検出パターンが変
化した場合（又は脈音が発生した場合）には、そ
れまで検出したＫ音がノイズと判断され、最高血
圧測定点の検出を誤るという問題があつた。 また、脈拍算出機構を備えた血圧測定装置にお
いて、一般に脈拍の算出は、Ｋ音の出現間隔（又
はその平均）を、１分間の出現回数に換算するこ
とによつて行なわれている。このため、測定の途
中で、Ｋ音が検出されないくらいに振幅が小さく
なつた場合や、検出パターンが変化し、Ｋ音検出
を漏らした場合等において、その時のＫ音出現間
隔が脈拍の計算に含まれると、真の脈拍数よりも
かなり小さな値が誤まつて導かれるという問題が
あつた。 一方、この様な測定の途中で小さくなつたＫ音
あるいは脈音も検出できるように、Ｋ音弁別の閾
値又はパターンを設定すると、Ｋ音が出現し始め
る前に発生した脈音をＫ音として検出したり、同
じくＫ音が消滅した後の脈音をＫ音として検出し
したりしてしまい、正しい血圧値が得られないと
いう問題があつた。
本発明は上述の課題を解決することを目的とし
て成されたもので、具体的には聴診間〓に影響さ
れることなく循環機能を測定することのできる循
環機能測定装置を提供することを目的とする。 上述した本発明の目的は次のような循環機能測
定装置により達成される。 即ち、生体の血管に圧力を加えた後に減圧して
えられる血管音を検出して生体の循環機能を測定
する循環機能測定装置であつて、生体の血管に加
える圧力を制御する圧力制御手段と、該圧制制御
手段により加えられる圧力値の変化により発生す
る血管よりの音信号を検出する音信号検出手段
と、該音信号検出手段により検出された音信号が
第１の認識条件に合致しているか否かを認識する
第１の認識手段と、前記音信号検出手段により検
出された音信号が前記第１の認識手段による前記
第１の認識条件より緩和された第２の認識条件に
合致しているか否かを認識する第２の認識手段
と、該第２の認識手段の認識結果及び前記第１の
認識手段よりの認識結果により生体の循環機能を
測定する測定手段とを備え、該測定手段は前記圧
力制御手段により血管に加えられた圧力の減圧時
に、最初前記第１の認識手段よりの認識結果を選
択して測定を行い、前記第１の認識手段が前記第
１の認識条件に合致する音信号を認識すると、以
後所定期間の間前記第２の認識手段による認識結
果を選択して測定することを特徴とする循環機能
測定装置により達成される。 そして、例えば、第１の認識手段はコロトコフ
音を認識し、測定手段は該第１の認識手段よりの
コロトコフ音の検出結果により血圧測定を行なう
ことを特徴とする循環機能測定装置により達成さ
れる。 あるいは、第１の認識手段はコロトコフ音を認
識し、第２の認識手段は脈音を認識するものであ
り、測定手段は圧力制御手段により血管を加圧し
た後、該圧力を減圧し第１の認識手段による第１
拍目のコロトコフ音認識時の圧力値を最高血圧と
し、該最高血圧検知後第２の認識手段による脈音
認識結果より脈拍数測定を行なうことを特徴とす
る循環機能測定装置により達成される。 そして測定手段は第２の認識手段による脈音認
識結果より脈拍数測定を行ない脈拍数を検出する
と、以後第１の認識手段よりのコロトコフ音認識
結果を選択し、更に圧力を減圧し、最低血圧検知
を行なうことを特徴とする循環機能測定装置によ
り達成される。
て成されたもので、具体的には聴診間〓に影響さ
れることなく循環機能を測定することのできる循
環機能測定装置を提供することを目的とする。 上述した本発明の目的は次のような循環機能測
定装置により達成される。 即ち、生体の血管に圧力を加えた後に減圧して
えられる血管音を検出して生体の循環機能を測定
する循環機能測定装置であつて、生体の血管に加
える圧力を制御する圧力制御手段と、該圧制制御
手段により加えられる圧力値の変化により発生す
る血管よりの音信号を検出する音信号検出手段
と、該音信号検出手段により検出された音信号が
第１の認識条件に合致しているか否かを認識する
第１の認識手段と、前記音信号検出手段により検
出された音信号が前記第１の認識手段による前記
第１の認識条件より緩和された第２の認識条件に
合致しているか否かを認識する第２の認識手段
と、該第２の認識手段の認識結果及び前記第１の
認識手段よりの認識結果により生体の循環機能を
測定する測定手段とを備え、該測定手段は前記圧
力制御手段により血管に加えられた圧力の減圧時
に、最初前記第１の認識手段よりの認識結果を選
択して測定を行い、前記第１の認識手段が前記第
１の認識条件に合致する音信号を認識すると、以
後所定期間の間前記第２の認識手段による認識結
果を選択して測定することを特徴とする循環機能
測定装置により達成される。 そして、例えば、第１の認識手段はコロトコフ
音を認識し、測定手段は該第１の認識手段よりの
コロトコフ音の検出結果により血圧測定を行なう
ことを特徴とする循環機能測定装置により達成さ
れる。 あるいは、第１の認識手段はコロトコフ音を認
識し、第２の認識手段は脈音を認識するものであ
り、測定手段は圧力制御手段により血管を加圧し
た後、該圧力を減圧し第１の認識手段による第１
拍目のコロトコフ音認識時の圧力値を最高血圧と
し、該最高血圧検知後第２の認識手段による脈音
認識結果より脈拍数測定を行なうことを特徴とす
る循環機能測定装置により達成される。 そして測定手段は第２の認識手段による脈音認
識結果より脈拍数測定を行ない脈拍数を検出する
と、以後第１の認識手段よりのコロトコフ音認識
結果を選択し、更に圧力を減圧し、最低血圧検知
を行なうことを特徴とする循環機能測定装置によ
り達成される。
以上の構成において、聴診間〓の発生があつて
も、正しい循環機能の測定が行なえる。
も、正しい循環機能の測定が行なえる。
以下、図面を参照して本発明に係る一実施例を
詳細に説明する。 第３図は本発明に係る一実施例であり、図中２
は腕帯（マンシエツト）１２の下縁に近い肘窩部
等に装着されて血管より発生する音信号を検出す
るマイクロホン（以下マイクと略す）、３はマイ
ク２よりの検出音信号のうち、必要とする周波数
成分を選別増幅するフイルタアンプ、４は腕帯１
２に取付けられている圧力検出器、５は圧力検出
器４よりの圧力検出信号を増幅するアンプ、６は
フイルタアンプ３又はアンプ５よりのアナログ信
号入力を対応するデジタル信号に変換するＡ−Ｄ
変換器である。本実施例においては、マイク２、
フイルタアンプ３及びＡ−Ｄ変換器６とにより、
血管よりの音信号を検出して対応するデジタル信
号に変換する変換手段を構成している。７は音信
号検出部７ｂの認識条件を制御して音信号検出部
７ｂよりのＫ音検出結果及び第2K音検出結果と、
Ｋ音の発生検出時の腕帯１２の圧力検出結果よ
り、後述する血圧測定処理を実行し、最高血圧、
最低血圧等の処理結果を表示部８に表示する心
臓・血管系機能の測定手段である制御部、７ａは
タイマ回路、７ｂはＡ−Ｄ変換器６よりのデジタ
ル信号を受け取り、制御部７よりの制御に従い後
述する第１の認識条件及び第２の認識条件を選択
して、フイルタアンプ３よりのマイク２での検出
音信号中の必要とする周波数成分の増幅音信号よ
り、コロトコフ音（Ｋ音）の発生及び第2K音
（脈音）の発生を検出する第１の認識条件による
第１の認識処理と、第２の認識条件による第２の
認識処理とを行なう音信号検出部である。 なお、音信号検出部７ｂでの検出Ｋ音及び脈音
は、共に血液が血管中を移動することにより発生
する音であるが、Ｋ音は周波数領域が高く（可聴
域）、最高血圧点（第１図Ａ点）から最低血圧測
定点（第１図Ｅ点）まで聞こえる音であり、脈音
は通常は聴診法（可聴域）ではあまり聞こえない
周波数成分が低いものであり、例えば触診法によ
る脈として認識されるものに略対応する。 機械的にマイクで血管音を検出すると、Ｅ点以
降も、低い周波数音を拾う。また、聴診間〓等に
おいても低い周波数音は発生しており、これをマ
イクで拾うこともできる。この結果、第１図の例
でいえば、Ａ〜Ｅ点まではＫ音と脈音とが重畳し
た音が聴かれることになる。 なお、制御部７、タイマ回路７ａ、及び音信号
検出部７ｂはワンチツプマイクロプロセツサユニ
ツトで構成することが望ましい。 また、８は制御部７での処理結果を表示する表
示部、９はブザー、１０は加圧ポンプ、１１は排
気弁、１２は腕帯（マンシエツト）、１３は加圧
ポンプ１０での加圧値を設定する加圧値設定部で
ある。 以上の加圧ポンプ１０、排気弁１１、腕帯１２
及び加圧設定部１３により、主体の血管に加える
圧力を制御する圧力制御手段を構成している。 以上の構成より成る本実施例の、主に音信号検
出部７ｂによる特定条件に合致する音信号認識処
理を第４図のフローチヤートを参照して以下に説
明する。 制御部７では電源が投入されると、まずステツ
プ90で電源に対するバツテリーチエツク及び圧力
ゼロ調整等の初期設定を行なう。この初期設定が
終了すると血圧測定準備が完了し、測定開始を待
つ。血圧測定を開始する時にはステツプ100に進
み、加圧値設定部１３に加圧値を設定し、不図示
の加圧スイツチを押下する。加圧スイツチが入力
されると制御部７は加圧ポンプ１０を作動させ腕
帯１２を加圧する。 一方、制御部７は、ステツプ101で約0.5秒毎の
圧力検出器４により検出され、Ａ−Ｄ変換器６で
デジタル信号に変換されて入力される血管に加え
られた圧力値を表示部８に表示している。そして
今回の入力値と前回の入力値との圧力値とを比較
し、今回５mmHg以上増加した場合には加圧がな
されたものと判断している。これは圧力ポンプ１
０が自動加圧ポンプである場合のみではなく、例
えば手動加圧ポンプ（ゴム球）等の手動で加圧を
行なう構成に対しても対処可能とするためであ
る。 そしてステツプ102で加圧が終了したか否かを
監視し、加圧が終了していればステツプ103へ、
加圧が終了していなければステツプ101に戻り、
圧力値を順次表示する。 加圧の終了は加圧値設定部１３の設定値と測定
圧力値が等しくなつた場合、又は１秒間加圧が全
くなくなつた場合としている。 加圧が終了するとステツプ103に進み、制御部
７内のタイマ回路７ａをタイムアウトなしにセツ
トし、音信号検出部７ｂは続くステツプ104で後
述するＫ音認識サブルーチンをコールする。Ｋ音
認識サブルーチンではタイマ回路７ａで設定され
た時間が経過した時又はＫ音認識と判断された時
にリターンする。この最初のＫ音認識サブルーチ
ンのコールでは、タイマ回路７ａはタイムアウト
なしに設定されており、ステツプ104よりステツ
プ105に進むのはＫ音認識時のみである。従つて、
ここでのＫ音検出時の腕帯の圧力は被測定者の最
高血圧を示していることになる。このため、この
時の圧力を最高血圧と認識し、表示部８の圧力表
示を停止し、検出した最高血圧を表示する。 そしてステツプ106に進み、制御部７内の不図
示の拍数カウンタを“１”にセツトし、タイマ回
路７ａをリセツトし、この時点よりの時間の計時
をスタートさせる。 そして続くステツプ107でタイマ回路７ａのタ
イムアウトを２秒にセツトする。このタイムアウ
ト時間をセツトされたタイマ回路７ａは、計時時
間とは無関係にセツトされた所定時間が経過する
とタイムアウトフラグをセツトし、その後タイム
アウト時間の再設定によりこのタイムアウトフラ
グをリセツトする。そしてステツプ108で詳細を
後述する第２のＫ音認識サブルーチンをコールす
る。この第２のＫ音認識サブルーチンは、上述し
たＫ音認識サブルーチンに比し、Ｋ音認識弁別の
閾値を下げ、またＫ音認識パターンの範囲を広げ
ており、第１図の圧力範囲中では本来のＫ音のみ
ならず脈音をも認識可能となつている。 この第２のＫ音認識サブルーチンもタイムアウ
トフラグセツト時又は脈音あるいはＫ音の認識時
に処理を終了してリターンする。このため、続く
ステツプ109でステツプS108の第２のＫ音認識サ
ブルーチンがタイムアウトによりリターンしてき
た場合で、タイムアウトまでの間、即ち２秒間脈
音あるいはＫ音が認識されなかつた場合であるの
か否かを調べる。ここで２秒間脈音あるいはＫ音
が認識されなかつた場合には、先にステツプ
S104の処理で認識されたＫ音が雑音であつたも
のが誤認識されたものであるとしてステツプ103
に戻る。 タイムアウトの終了でない場合にはステツプ
109よりステツプ110に進み、拍数カウンタを１つ
インクリメントし、続くステツプ111で拍数カウ
ンタが所定値ｎか否かを調べ、ｎでなければステ
ツプ107に戻り、次のＫ音の検出処理を行なう。
カウンタがｎの場合にはステツプ112に進む。ス
テツプ112では、ステツプ106より計時を開始した
タイマ回路７ａの計時時間と拍数カウンタの値よ
り１分間当りの脈拍数を算出し、表示部８の脈拍
数表示領域に表示する。なお、本実施例ではｎ＝
７としている。 以上の処理においては第１拍目の音信号がＫ音
の条件に合致する（すなわちＫ音）の認識（最高
血圧の認識）後に脈拍数の計測を行なつている
が、第１図に示したＢ−Ｃ間においていわゆる聴
診間〓（第２図に示したａ〜ｊ）に遭遇すること
があつても、通常のＫ音認識に変えて、脈音をも
検出可能な第２のＫ音認識処理を行なうため、た
とえＫ音がとぎれても脈音の検出によりＫ音に変
えることができ、最高血圧の誤認及び脈拍数の誤
認を防ぐことができる。 そして続くステツプ113以後の最低血圧の検出
処理に移行する。これは、測定の途中で小さくな
つたＫ音も検出できるようにＫ音弁別の閾値ある
いはパターンを設定してこのまま第2K音認識処
理をつづけると、Ｋ音消滅後の脈音までをＫ音と
して検出してしまい、正しい最低血圧値が得られ
なくなつてしまう。このため、ステツプ112で１
分間当りの脈拍数を表示した後、ステツプ113で
最低血圧検出のためのタイムアウト時間である
4.5秒をタイマ回路７ａにセツトし、続くステツ
プ114でＫ音認識サブルーチンをコールする。 ステツプ114のＫ音認識サブルーチンよりリタ
ーンするのは、Ｋ音が検出された時、あるいは
4.5秒のタイムアウトの時である。このため続く
ステツプ115でＫ音認識サブルーチンよりリター
ンしたのがタイムアウトによるものか否かを調べ
る。タイムアウトでなければ（Ｋ音が認識された
場合には）ステツプ115よりステツプ116に進み、
Ｋ音認識時の圧力検出器４での検出圧力値を制御
部７内の不図示の圧力レジスタに格納しステツプ
113に戻り、再び4.5秒のタイムアウトを設定し次
のＫ音の検出を待つ。 一方、ステツプ115でタイムアウトであつた時
にはＫ音が検出されなくなつたことを示すためス
テツプ117に進み、圧力レジスタの値つまり最後
にＫ音の認識された時の腕帯の圧力値を最低血圧
値として表示部８の最低血圧表示領域に表示し、
血圧及び脈拍数の測定処理を終了する。 ここでタイムアウト時間を4.5秒としたのは、
聴診間〓を考慮したためである。即ち、一般に聴
診間〓は１、２泊であり、多くても３泊であるた
めであり、この点を考慮して4.5秒間Ｋ音が検出
されない時に最低血圧としている。 次に上述したステツプ104およびステツプ114の
Ｋ音認識サブルーチン、およびステツプ108の第
2K音認識サブルーチンの処理の詳細を説明する。 聴取される一般的なＫ音波形は、第５図に示す
様な波形となつている。本実施例では、このＫ音
波形をパターン認識する方法の一つとして、第６
図に示す様に波形上から４点の特徴点C1〜C4を
検出し、それらの相対的な位置関係によりＫ音波
形か否かを判別する。 例えば、C1，C2の位置関係がＫ音としての条
件を満足しているか否かの判断は、例えば、C1，
C2の波高差Δp1及び時間差Δt1が、各々規定の範
囲内に入つているか否かによつて決められる。他
の特徴点に対しても同様にかつ任意の条件が設定
される。また、波形パターンが複数であつても同
様である。 まずＫ音認識処理を、第７図Ａのフローチヤー
トを参照して説明する。 Ｋ音認識サブルーチンがコールされるとまずス
テツプ700でC1〜C4検出サブルーチンをコール
し、特徴点C1〜C4の検出処理を行なう。C1〜C4
検出サブルーチンは説明の便宜上ここではステツ
プ700のみ実行するよう表わしているが、音信号
検出部７ｂが常時所定時間間〓でマイク２よりの
音データを読み込み、以下に示す極大、極小点を
検出することが望ましい。 C1〜C4検出サブルーチンでは閾値を越えた音
データに対しては、一つ手前に表われた音データ
のレベルと現時点の音データのレベルが毎回比較
され、そのレベル差が増加から減少に変化すると
きはその時点の音データ（極大点）を制御部７内
の不図示のメモリに書き込み、またレベル差が減
少から増加に変化するときもその時点の音データ
（極小点）をメモリに書き込む。また同時に検出
した時間も同様にメモリに書き込まれる。この様
にしてメモリ内には検出された極大点及び極小点
とその発生時間データが順次書き込まれることに
なる。 そして続くステツプ701でタイマ回路７ａのタ
イムアウトフラグがセツトされたか否かを調べ、
タイムアウトフラグがセツトされた場合には直ち
にリターンする。タイムアウトフラグがセツトさ
れていない場合にはステツプ702に進みＫ音判断
アルゴリズム処理を実行する。 ここでは、例えば以下に示すアルゴリズムによ
りC1〜C4点が所定のパターン範囲内か否かを判
断する。
詳細に説明する。 第３図は本発明に係る一実施例であり、図中２
は腕帯（マンシエツト）１２の下縁に近い肘窩部
等に装着されて血管より発生する音信号を検出す
るマイクロホン（以下マイクと略す）、３はマイ
ク２よりの検出音信号のうち、必要とする周波数
成分を選別増幅するフイルタアンプ、４は腕帯１
２に取付けられている圧力検出器、５は圧力検出
器４よりの圧力検出信号を増幅するアンプ、６は
フイルタアンプ３又はアンプ５よりのアナログ信
号入力を対応するデジタル信号に変換するＡ−Ｄ
変換器である。本実施例においては、マイク２、
フイルタアンプ３及びＡ−Ｄ変換器６とにより、
血管よりの音信号を検出して対応するデジタル信
号に変換する変換手段を構成している。７は音信
号検出部７ｂの認識条件を制御して音信号検出部
７ｂよりのＫ音検出結果及び第2K音検出結果と、
Ｋ音の発生検出時の腕帯１２の圧力検出結果よ
り、後述する血圧測定処理を実行し、最高血圧、
最低血圧等の処理結果を表示部８に表示する心
臓・血管系機能の測定手段である制御部、７ａは
タイマ回路、７ｂはＡ−Ｄ変換器６よりのデジタ
ル信号を受け取り、制御部７よりの制御に従い後
述する第１の認識条件及び第２の認識条件を選択
して、フイルタアンプ３よりのマイク２での検出
音信号中の必要とする周波数成分の増幅音信号よ
り、コロトコフ音（Ｋ音）の発生及び第2K音
（脈音）の発生を検出する第１の認識条件による
第１の認識処理と、第２の認識条件による第２の
認識処理とを行なう音信号検出部である。 なお、音信号検出部７ｂでの検出Ｋ音及び脈音
は、共に血液が血管中を移動することにより発生
する音であるが、Ｋ音は周波数領域が高く（可聴
域）、最高血圧点（第１図Ａ点）から最低血圧測
定点（第１図Ｅ点）まで聞こえる音であり、脈音
は通常は聴診法（可聴域）ではあまり聞こえない
周波数成分が低いものであり、例えば触診法によ
る脈として認識されるものに略対応する。 機械的にマイクで血管音を検出すると、Ｅ点以
降も、低い周波数音を拾う。また、聴診間〓等に
おいても低い周波数音は発生しており、これをマ
イクで拾うこともできる。この結果、第１図の例
でいえば、Ａ〜Ｅ点まではＫ音と脈音とが重畳し
た音が聴かれることになる。 なお、制御部７、タイマ回路７ａ、及び音信号
検出部７ｂはワンチツプマイクロプロセツサユニ
ツトで構成することが望ましい。 また、８は制御部７での処理結果を表示する表
示部、９はブザー、１０は加圧ポンプ、１１は排
気弁、１２は腕帯（マンシエツト）、１３は加圧
ポンプ１０での加圧値を設定する加圧値設定部で
ある。 以上の加圧ポンプ１０、排気弁１１、腕帯１２
及び加圧設定部１３により、主体の血管に加える
圧力を制御する圧力制御手段を構成している。 以上の構成より成る本実施例の、主に音信号検
出部７ｂによる特定条件に合致する音信号認識処
理を第４図のフローチヤートを参照して以下に説
明する。 制御部７では電源が投入されると、まずステツ
プ90で電源に対するバツテリーチエツク及び圧力
ゼロ調整等の初期設定を行なう。この初期設定が
終了すると血圧測定準備が完了し、測定開始を待
つ。血圧測定を開始する時にはステツプ100に進
み、加圧値設定部１３に加圧値を設定し、不図示
の加圧スイツチを押下する。加圧スイツチが入力
されると制御部７は加圧ポンプ１０を作動させ腕
帯１２を加圧する。 一方、制御部７は、ステツプ101で約0.5秒毎の
圧力検出器４により検出され、Ａ−Ｄ変換器６で
デジタル信号に変換されて入力される血管に加え
られた圧力値を表示部８に表示している。そして
今回の入力値と前回の入力値との圧力値とを比較
し、今回５mmHg以上増加した場合には加圧がな
されたものと判断している。これは圧力ポンプ１
０が自動加圧ポンプである場合のみではなく、例
えば手動加圧ポンプ（ゴム球）等の手動で加圧を
行なう構成に対しても対処可能とするためであ
る。 そしてステツプ102で加圧が終了したか否かを
監視し、加圧が終了していればステツプ103へ、
加圧が終了していなければステツプ101に戻り、
圧力値を順次表示する。 加圧の終了は加圧値設定部１３の設定値と測定
圧力値が等しくなつた場合、又は１秒間加圧が全
くなくなつた場合としている。 加圧が終了するとステツプ103に進み、制御部
７内のタイマ回路７ａをタイムアウトなしにセツ
トし、音信号検出部７ｂは続くステツプ104で後
述するＫ音認識サブルーチンをコールする。Ｋ音
認識サブルーチンではタイマ回路７ａで設定され
た時間が経過した時又はＫ音認識と判断された時
にリターンする。この最初のＫ音認識サブルーチ
ンのコールでは、タイマ回路７ａはタイムアウト
なしに設定されており、ステツプ104よりステツ
プ105に進むのはＫ音認識時のみである。従つて、
ここでのＫ音検出時の腕帯の圧力は被測定者の最
高血圧を示していることになる。このため、この
時の圧力を最高血圧と認識し、表示部８の圧力表
示を停止し、検出した最高血圧を表示する。 そしてステツプ106に進み、制御部７内の不図
示の拍数カウンタを“１”にセツトし、タイマ回
路７ａをリセツトし、この時点よりの時間の計時
をスタートさせる。 そして続くステツプ107でタイマ回路７ａのタ
イムアウトを２秒にセツトする。このタイムアウ
ト時間をセツトされたタイマ回路７ａは、計時時
間とは無関係にセツトされた所定時間が経過する
とタイムアウトフラグをセツトし、その後タイム
アウト時間の再設定によりこのタイムアウトフラ
グをリセツトする。そしてステツプ108で詳細を
後述する第２のＫ音認識サブルーチンをコールす
る。この第２のＫ音認識サブルーチンは、上述し
たＫ音認識サブルーチンに比し、Ｋ音認識弁別の
閾値を下げ、またＫ音認識パターンの範囲を広げ
ており、第１図の圧力範囲中では本来のＫ音のみ
ならず脈音をも認識可能となつている。 この第２のＫ音認識サブルーチンもタイムアウ
トフラグセツト時又は脈音あるいはＫ音の認識時
に処理を終了してリターンする。このため、続く
ステツプ109でステツプS108の第２のＫ音認識サ
ブルーチンがタイムアウトによりリターンしてき
た場合で、タイムアウトまでの間、即ち２秒間脈
音あるいはＫ音が認識されなかつた場合であるの
か否かを調べる。ここで２秒間脈音あるいはＫ音
が認識されなかつた場合には、先にステツプ
S104の処理で認識されたＫ音が雑音であつたも
のが誤認識されたものであるとしてステツプ103
に戻る。 タイムアウトの終了でない場合にはステツプ
109よりステツプ110に進み、拍数カウンタを１つ
インクリメントし、続くステツプ111で拍数カウ
ンタが所定値ｎか否かを調べ、ｎでなければステ
ツプ107に戻り、次のＫ音の検出処理を行なう。
カウンタがｎの場合にはステツプ112に進む。ス
テツプ112では、ステツプ106より計時を開始した
タイマ回路７ａの計時時間と拍数カウンタの値よ
り１分間当りの脈拍数を算出し、表示部８の脈拍
数表示領域に表示する。なお、本実施例ではｎ＝
７としている。 以上の処理においては第１拍目の音信号がＫ音
の条件に合致する（すなわちＫ音）の認識（最高
血圧の認識）後に脈拍数の計測を行なつている
が、第１図に示したＢ−Ｃ間においていわゆる聴
診間〓（第２図に示したａ〜ｊ）に遭遇すること
があつても、通常のＫ音認識に変えて、脈音をも
検出可能な第２のＫ音認識処理を行なうため、た
とえＫ音がとぎれても脈音の検出によりＫ音に変
えることができ、最高血圧の誤認及び脈拍数の誤
認を防ぐことができる。 そして続くステツプ113以後の最低血圧の検出
処理に移行する。これは、測定の途中で小さくな
つたＫ音も検出できるようにＫ音弁別の閾値ある
いはパターンを設定してこのまま第2K音認識処
理をつづけると、Ｋ音消滅後の脈音までをＫ音と
して検出してしまい、正しい最低血圧値が得られ
なくなつてしまう。このため、ステツプ112で１
分間当りの脈拍数を表示した後、ステツプ113で
最低血圧検出のためのタイムアウト時間である
4.5秒をタイマ回路７ａにセツトし、続くステツ
プ114でＫ音認識サブルーチンをコールする。 ステツプ114のＫ音認識サブルーチンよりリタ
ーンするのは、Ｋ音が検出された時、あるいは
4.5秒のタイムアウトの時である。このため続く
ステツプ115でＫ音認識サブルーチンよりリター
ンしたのがタイムアウトによるものか否かを調べ
る。タイムアウトでなければ（Ｋ音が認識された
場合には）ステツプ115よりステツプ116に進み、
Ｋ音認識時の圧力検出器４での検出圧力値を制御
部７内の不図示の圧力レジスタに格納しステツプ
113に戻り、再び4.5秒のタイムアウトを設定し次
のＫ音の検出を待つ。 一方、ステツプ115でタイムアウトであつた時
にはＫ音が検出されなくなつたことを示すためス
テツプ117に進み、圧力レジスタの値つまり最後
にＫ音の認識された時の腕帯の圧力値を最低血圧
値として表示部８の最低血圧表示領域に表示し、
血圧及び脈拍数の測定処理を終了する。 ここでタイムアウト時間を4.5秒としたのは、
聴診間〓を考慮したためである。即ち、一般に聴
診間〓は１、２泊であり、多くても３泊であるた
めであり、この点を考慮して4.5秒間Ｋ音が検出
されない時に最低血圧としている。 次に上述したステツプ104およびステツプ114の
Ｋ音認識サブルーチン、およびステツプ108の第
2K音認識サブルーチンの処理の詳細を説明する。 聴取される一般的なＫ音波形は、第５図に示す
様な波形となつている。本実施例では、このＫ音
波形をパターン認識する方法の一つとして、第６
図に示す様に波形上から４点の特徴点C1〜C4を
検出し、それらの相対的な位置関係によりＫ音波
形か否かを判別する。 例えば、C1，C2の位置関係がＫ音としての条
件を満足しているか否かの判断は、例えば、C1，
C2の波高差Δp1及び時間差Δt1が、各々規定の範
囲内に入つているか否かによつて決められる。他
の特徴点に対しても同様にかつ任意の条件が設定
される。また、波形パターンが複数であつても同
様である。 まずＫ音認識処理を、第７図Ａのフローチヤー
トを参照して説明する。 Ｋ音認識サブルーチンがコールされるとまずス
テツプ700でC1〜C4検出サブルーチンをコール
し、特徴点C1〜C4の検出処理を行なう。C1〜C4
検出サブルーチンは説明の便宜上ここではステツ
プ700のみ実行するよう表わしているが、音信号
検出部７ｂが常時所定時間間〓でマイク２よりの
音データを読み込み、以下に示す極大、極小点を
検出することが望ましい。 C1〜C4検出サブルーチンでは閾値を越えた音
データに対しては、一つ手前に表われた音データ
のレベルと現時点の音データのレベルが毎回比較
され、そのレベル差が増加から減少に変化すると
きはその時点の音データ（極大点）を制御部７内
の不図示のメモリに書き込み、またレベル差が減
少から増加に変化するときもその時点の音データ
（極小点）をメモリに書き込む。また同時に検出
した時間も同様にメモリに書き込まれる。この様
にしてメモリ内には検出された極大点及び極小点
とその発生時間データが順次書き込まれることに
なる。 そして続くステツプ701でタイマ回路７ａのタ
イムアウトフラグがセツトされたか否かを調べ、
タイムアウトフラグがセツトされた場合には直ち
にリターンする。タイムアウトフラグがセツトさ
れていない場合にはステツプ702に進みＫ音判断
アルゴリズム処理を実行する。 ここでは、例えば以下に示すアルゴリズムによ
りC1〜C4点が所定のパターン範囲内か否かを判
断する。
【表】
リターン
そして続くステツプ703でＫ音であつた時はリ
ターンし、Ｋ音でなかつた場合は再びステツプ
700に戻り、Ｋ音認識処理を続行する。 このＫ音認識サブルーチンに対して第2K音認
識サブルーチンでは、第７図Ｂに示す如く、ステ
ツプ710において第７図Ａのステツプ700と同様の
C1〜C4検出処理を実行し、続くステツプ711でタ
イマ回路７ａのタイムアウトフラグがセツトされ
ているか否かを調べ、セツトされていればリター
ン、セツトされていなければ第2K音認識アルゴ
リズム処理を実行する。 ここでは例えば以下に示すアルゴリズムにより
C1〜C4点が所定のパターン範囲内か否かを判断
する。
そして続くステツプ703でＫ音であつた時はリ
ターンし、Ｋ音でなかつた場合は再びステツプ
700に戻り、Ｋ音認識処理を続行する。 このＫ音認識サブルーチンに対して第2K音認
識サブルーチンでは、第７図Ｂに示す如く、ステ
ツプ710において第７図Ａのステツプ700と同様の
C1〜C4検出処理を実行し、続くステツプ711でタ
イマ回路７ａのタイムアウトフラグがセツトされ
ているか否かを調べ、セツトされていればリター
ン、セツトされていなければ第2K音認識アルゴ
リズム処理を実行する。 ここでは例えば以下に示すアルゴリズムにより
C1〜C4点が所定のパターン範囲内か否かを判断
する。
【表】
リターン
但し、ai、bi、ci（ｉ＝１、２、３）は正であ
る。この“第2K音判断”に含まれる第2K音判断
アルゴリズムに基づく条件は、図２に示すａ〜ｊ
の聴診間〓発生時における脈音を検出可能な条件
に設定されており、“第1K音判断”に含まれる第
1K音判断アルゴリズムに基づく条件は“第2K音
判断”においては適宜除かれる。 そしてステツプ713において第2K音パターンに
合致したか否かを調べ、合致した場合はリターン
し、合致しない場合には再びステツプ710に戻り、
第2K音認識処理を続行する。 以上説明した様に本実施例によればＫ音認識と
第2K音認識をパラメータの変換のみで切り換え
ることができ、処理プログラム等も短かく抑える
ことができる。
る。この“第2K音判断”に含まれる第2K音判断
アルゴリズムに基づく条件は、図２に示すａ〜ｊ
の聴診間〓発生時における脈音を検出可能な条件
に設定されており、“第1K音判断”に含まれる第
1K音判断アルゴリズムに基づく条件は“第2K音
判断”においては適宜除かれる。 そしてステツプ713において第2K音パターンに
合致したか否かを調べ、合致した場合はリターン
し、合致しない場合には再びステツプ710に戻り、
第2K音認識処理を続行する。 以上説明した様に本実施例によればＫ音認識と
第2K音認識をパラメータの変換のみで切り換え
ることができ、処理プログラム等も短かく抑える
ことができる。
以上説明した様に本発明によれば、確実に第１
拍目のコロトコフ音を検出することができ、また
コロトコフ音検出後所定時間の間コロトコフ音認
識の条件を緩和することにより聴診間〓が発生し
ても確実に正確に循環機能を測定することのでき
る循環機能測定装置が提供できる。 また本発明の好適な実施態様に従えば、第１拍
目のコロトコフ音を最適な条件で認識し、聴診間
〓発生期間はコロトコフ音認識条件を緩和するこ
とにより、第１拍目のコロトコフ音を雑音による
誤検出と誤判定することがなくなり、正確な最高
血圧が検出できると共に正確な脈拍数をも測定可
能な循環機能測定装置が提供できる。 また最低血圧検出時は再び最適な条件でコロト
コフ音の認識するため、最低血圧の測定誤差のな
い循環機能測定装置が提供できる。 ここに以上説明した様に本発明によれば、最高
血圧検出時の第１拍目のコロトコフ音認識時には
最適な条件での認識処理を実行し、第１拍目のコ
ロトコフ音認識後の聴診間〓発生時にはこのコロ
トコフ音認識条件を緩和し、正確にコロトコフ音
及び脈拍を検出することにより正確な最高血圧及
び脈拍数を測定し、その後最低血圧測定のための
圧力減圧時の最後にコロトコフ音の認識時には再
び最適条件でコロトコフ音認識を行なうことがで
き、極めて正確な循環機能測定結果の得られる循
環機能測定方法が提供できる。
拍目のコロトコフ音を検出することができ、また
コロトコフ音検出後所定時間の間コロトコフ音認
識の条件を緩和することにより聴診間〓が発生し
ても確実に正確に循環機能を測定することのでき
る循環機能測定装置が提供できる。 また本発明の好適な実施態様に従えば、第１拍
目のコロトコフ音を最適な条件で認識し、聴診間
〓発生期間はコロトコフ音認識条件を緩和するこ
とにより、第１拍目のコロトコフ音を雑音による
誤検出と誤判定することがなくなり、正確な最高
血圧が検出できると共に正確な脈拍数をも測定可
能な循環機能測定装置が提供できる。 また最低血圧検出時は再び最適な条件でコロト
コフ音の認識するため、最低血圧の測定誤差のな
い循環機能測定装置が提供できる。 ここに以上説明した様に本発明によれば、最高
血圧検出時の第１拍目のコロトコフ音認識時には
最適な条件での認識処理を実行し、第１拍目のコ
ロトコフ音認識後の聴診間〓発生時にはこのコロ
トコフ音認識条件を緩和し、正確にコロトコフ音
及び脈拍を検出することにより正確な最高血圧及
び脈拍数を測定し、その後最低血圧測定のための
圧力減圧時の最後にコロトコフ音の認識時には再
び最適条件でコロトコフ音認識を行なうことがで
き、極めて正確な循環機能測定結果の得られる循
環機能測定方法が提供できる。
第１図は聴診法によるコロトコフ音発生状態を
示す図、第２図は聴診間〓の発生した場合のコロ
トコフ音の検出波形を示す図、第３図は本発明に
係る一実施例のブロツク図、第４図は本実施例の
最高血圧、最低血圧及び脈拍数測定制御を示すフ
ローチヤート、第５図、第６図はコロトコフ音波
形を示す図、第７図Ａ，Ｂは本実施例の特定条件
に合致する音信号認識処理を示すフローチヤート
である。 図中、２……マイク、４……圧力検出器、６…
…Ａ−Ｄ変換器、７……制御部、７ａ……タイマ
回路、７ｂ……特定条件に合致する音信号検出
部、８……表示部、１２……腕帯である。
示す図、第２図は聴診間〓の発生した場合のコロ
トコフ音の検出波形を示す図、第３図は本発明に
係る一実施例のブロツク図、第４図は本実施例の
最高血圧、最低血圧及び脈拍数測定制御を示すフ
ローチヤート、第５図、第６図はコロトコフ音波
形を示す図、第７図Ａ，Ｂは本実施例の特定条件
に合致する音信号認識処理を示すフローチヤート
である。 図中、２……マイク、４……圧力検出器、６…
…Ａ−Ｄ変換器、７……制御部、７ａ……タイマ
回路、７ｂ……特定条件に合致する音信号検出
部、８……表示部、１２……腕帯である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 生体の血管に圧力を加えた後に減圧して得ら
れる血管音を検出して生体の血圧・脈拍を測定す
る血圧・脈拍測定装置であつて、 生体の血管に加える圧力を制御する圧力制御手
段と、 該圧力制御手段により加えられる圧力値の変化
により発生する血管よりの音信号を対応する電気
信号に変換する変換手段と、 該変換手段よりの変換音信号が第１の認識条件
に合致しているか否かを認識する第１の認識手段
と、 前記変換手段よりの変換音信号が前記第１の認
識手段による前記第１の認識条件より緩和された
第２の認識条件に合致しているか否かを認識する
第２の認識手段と、 該第２の認識手段よりの認識結果及び前記第１
の認識手段よりの認識結果により血圧・脈拍を測
定する測定手段とを備え、 該測定手段は前記圧力制御手段により血管に加
えられた圧力の減圧時に、最初前記第１の認識手
段よりの認識結果を選択して血圧・脈拍の測定を
行い、前記第１の認識手段が前記第１の認識条件
に合致する音信号を認識すると、以後所定期間の
間前記第２の認識手段による認識結果を選択して
血圧・脈拍を測定することを特徴とする血圧・脈
拍測定装置。 ２ 第１の認識手段はコロトコフ音の認識条件に
よる認識処理を行ない、測定手段は該第１の認識
手段よりのコロトコフ音の検出結果に基づいて血
圧測定を行なうことを特徴とする特許請求の範囲
第１項記載の血圧・脈拍測定装置。 ３ 第１の認識手段はコロトコフ音の認識条件に
よる認識処理を行ない、第２の認識手段は脈音の
認識条件によるコロトコフ音及び脈音認識処理を
行なうものであり、測定手段は圧力制御手段によ
り血管を加圧した後、該圧力を減圧し第１の認識
手段が最初に認識した第１拍目のコロトコフ音認
識時の圧力値より最高血圧値を測定すると共に、
該最高血圧値測定後第２の認識手段による脈音の
認識条件による認識結果より脈拍数測定を行なう
ことを特徴とする特許請求の範囲第２項記載の血
圧・脈拍測定装置。 ４ 測定手段は第２の認識手段による脈音認識結
果より脈拍数測定を行ない脈拍数を検出すると、
以後第１の認識手段よりのコロトコフ音認識よ
り、更に圧力を減圧し、最低血圧値検知を行なう
ことを特徴とする特許請求の範囲第３項記載の血
圧・脈拍測定装置。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60046379A JPS61206426A (ja) | 1985-03-11 | 1985-03-11 | 血圧・脈拍測定装置 |
| EP86102946A EP0197302A3 (en) | 1985-03-11 | 1986-03-06 | Method and apparatus for measuring circulatory function |
| CN86102378A CN86102378B (zh) | 1985-03-11 | 1986-03-10 | 测量循环功能的方法和装置 |
| CA000503826A CA1245326A (en) | 1985-03-11 | 1986-03-11 | Method and apparatus for measuring circulatory function |
| US06/838,604 US4677983A (en) | 1985-03-11 | 1986-03-11 | Method and apparatus for measuring circulatory function |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60046379A JPS61206426A (ja) | 1985-03-11 | 1985-03-11 | 血圧・脈拍測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61206426A JPS61206426A (ja) | 1986-09-12 |
| JPH0475007B2 true JPH0475007B2 (ja) | 1992-11-27 |
Family
ID=12745505
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60046379A Granted JPS61206426A (ja) | 1985-03-11 | 1985-03-11 | 血圧・脈拍測定装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4677983A (ja) |
| EP (1) | EP0197302A3 (ja) |
| JP (1) | JPS61206426A (ja) |
| CN (1) | CN86102378B (ja) |
| CA (1) | CA1245326A (ja) |
Families Citing this family (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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