JPS59501895A - 電子式血圧計 - 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】 電子式血圧計 発明の背景 この発明は全般的に血圧及び心室収縮率を測定する方法と装置、更に具体的に云 えば、血圧及び心室収縮率を速やかに１正確に１信頼性をもって容易に測定出来 る様にする新規で改良された電子式血圧計装置に関する。

病院及び医院等の医療では、所謂コロトコフ雑音の特性を利用して、患者の血圧 の心室収縮期及び拡張期の値を判定することにより、患者の血圧を測定する為に 聴診法を用いるのが普通である。

コロトコフ方法は典型的には患者の上腕の一部分を取巻く脹らましたカフスを使 う。カフスを十分に脹らませると、患者の上腕の動脈が締切られ又は完全に閉型 される。空気を放出し、カフスをゆっくりと縮ませると、各々の心臓サイクルの 間、ごく短期間、閉塞された動脈が開き始める点に達する。この点では、カフス 圧力はこの方法を使う際に１大体上腕の動脈の血圧に等しいと仮定するが、心臓 サイクル中に得られる尖頭圧力であり、この圧力は医療では心室収縮期の血圧と して知られている。

動脈が初めて開く点は、普通は脹らませたカフスの下流側の端で、動脈の上に聴 診器又はマイク田ホンの様な任意の適当な聴取装置をあてがうことによって、検 出することが出来る。動脈が開くと、脈動する血流、又は閉塞部の下方の血流中 の乱流によって起る聴診音が、聴取装置によって血液の突然の流入として感知さ れ、こういう音は周知のコロトコフ雑音と医療の分野で呼ばれている。最初に検 出される点で、低下するカフス圧力が最大血圧と釣合う所で、聴診技術に慣れた 医療職員であれば、動脈の突然の血流及びコロトコフ雑音の開始を検出し、こう して心室収縮期の血圧を決定することが出来る。

カフスの圧力が引続いて低下すると、コロトコフ雑音は相次ぐ心臓サイクルの間 に発生される血圧パルスと大体同期して継続する。然し、最後には、心臓サイク ル全体にわたって動脈が開いたま＼でいる点に達し、この点でコロトコフ雑音は 全く聞こえなくなる。この点のカフス圧力は心臓サイクル中に達する最低血圧に 大体等しく、心臓は大体静止しており、これは心室拡張期の血圧として知られて いる。

従って、低下するカフス圧力を聴診器又はマイク四ホンのコロトコフ雑音出力と 相関させれば、最初のコロトコフ雑音が発生する時のカフス圧力が、心室収縮期 の血圧に大体等しく、最後のコロトコフ雑音か発生する時のカフス圧力が、測定 過程で起る心室拡張期の血圧に大体等しいことは明らかであろう。

以上の説明から、脹らませることの出来るカフス及び適当な聴取装置を用いた普 通の血圧測定手順は、多数の重要な欠点があることは明らかであろう。これに関 連して云うと、こういう測定をする医療職員は、コロトコフ雑音が比較的小さく て検出しにくい振幅を持ち、人為効果によって発生される曖昧な信号及び内部及 び外部の両方の雑音と雑ざり合っていて、混同しあい場合が多い為、コロトコフ 雑音の有無に関Ｌ１どちらかと云えば難しい、時には非常に主観的な判定を下さ なければならない。この様な人為効果及び雑音は心臓血管の不規則性や、血圧を 測定している間の血圧力フスの誤った盛上り又は患者の動きＫよることがある。

更に、雑音及び人為効果の信号は一般的に健康な患者よりも病気の患者によって 一層頻繁に発生される様に思われる。この為、高い精度の要求が非常に大きい様 な場合、この方法は正確に実施するのが一層困難である場合が多い。更Ｋ、コロ トコフ雑音のパルス列の開始及び終了の最終点を決定することは幾分か不確実で あり、その為、熟練した医療職員の側Ｋかなりの訓練及びかなりの経験がなけれ ば、更に精度不良になる惧れがある。

従って、普通の心圧計による血圧の測定は、過去の医療記録のバイアス、聴取不 良、オペレータの技術不良、注意散漫、オペレータの訓練不十分、聴診すき間を おかないこと、あいまいさ、不整脈及びその他の心臓血管の不規則性による様な 人為効果による混同、心室収縮期の圧力の解釈の間違い、特にコロトコフ雑音の 第４段階及び第５段階が不明確である場合の解釈の間違い、及び前に説明した様 に、心臓の鼓動が弱い場合の鼓動の有無の解釈の間違いの様な測定の多数の人間 誤差の影響を受ける。こういう測定の人間誤差をなくす必要性、並びに速度を高 めると共に血圧測定の難しさを少なくする必要性の為、血圧の測定を自動的に非 侵入形で行なう新規で改良された方法に対する研究が続けられている。

普通の手作業の聴診技術を用≠て何時も正確な血圧の測定を行なう為の所要の高 度の熟練及び経験を持つ職員は比較的数が少ないから、測定過程を機械化及び自 動化するととＫよって機械化して、訓練の進んでいない職員が血圧を測定りよう とする時に入る主観的な因子を除くことが出来る様にするととＫより、前述の欠 陥をなくすと共に、人為効果及び雑音を何等かの形で弁別出来る様にする為の種 々の試みがなされて−る。

然し、血圧並びに典型的にはそれに伴う心室収縮率を測定するこの様な自動装置 は、一般的に人為効果及び雑音によって発生される擬似的な信号の影響を過度に 受けることが実証され、その為、試された真実の手作業の手順を用−る医療職員 より、精度が低い場合が多い。その結果、聴診方法によって血圧を測定する為の 自動コロトコフ雑音監視装置は、医療の業界では限られた範囲でしか受入れられ ていない。

従来、聴診性以外に１容積法、ドツプラー法又はインピーダンス法、及び血圧波 形を解析する動揺計方式の様に、血圧を測定する多数の方法が従来用いられてい る。動揺計方法では、カフス圧力の変動を利用して血圧を測定する。血圧を測定 する他の方法との比較を通じて、血圧の振動の相対的な振幅と心室収縮期、拡張 期及び平均圧力の間に相関性が存在することが判った。平均圧力は、圧力振動が 最大の点で起ると云われ、心室収縮期及び拡張期の血圧は、尖頭振幅が成る百分 率、典型的には大体手分の所で起ると云われている。

然し、こういう点は精々近似としかみなすことが田来す、個人によって大幅に変 わり得る。

従って、血圧を自動的に又は生白動的に測定し得る方法並びに装置に対する必要 性が認識されているにもか＼わらず、そしてこれまでこの要望に応えようとして 努力が払われて来たＫもか−わらず、従来妥当なコストの計器で実施し得る信頼 性のある有効な方法が得られなかった。

最近、この発明の発明者の努力により、自動式血圧計装置に実質的な改善が得ら れ、これは特定のコ四トコ７雑音の特定の前駆子の検出に基づいて、真正のコロ トコフ雑音信号を確認すると共に、人為効果及び雑音を排除する。こういう血圧 測定装置が、１９７８年１０月２４日に出願された昭和５３年特許願１３０，０ ８１、発明の名称「電子式心圧計」Ｋ記載されている。

発明者の努力を続けることＫより、この特許願に記載されている基本的な装置及 び方法を更に洗練して、実現し得る血圧及び関連した測定の精度、信頼性及び実 用性を実質的に改善した。

従って、医療の分野で自動式心圧計の開発及び利用に携わる者は、更に正確で信 頼性のある血圧及び心室収縮率の測定が出来る様にすると共に、この測定をする 医療職員の側に高度の熟練及び主観的な尋問知識を必要としない８圧計装置の改 良に対する要望が続いていることを以前から認識している。勿論、この発明はこ ういう要望に応えるものである。

発明の要約 簡単に且つ一般的に云うと、この発明は測定サイクル中、監視される患者の心室 収縮期及び心室拡張期の血圧及び心室収縮率を正確に且つ確実に判定する際、別 々の信号源からの血圧パルス及びコロトコフ雑音信号の流れを正確に且つ確実に 検出し、解析し、検証して評価する新規な方法と装置を用いた新規で改良された ８圧計装置を提供する。

基本的には、この発明は、高度の信頼性をもって、コロトコフ雑音信号及び血圧 パルスの真正さを検証並びに確認し１この１対の人って来るデータの流れでコロ トコフ雑音信号及び血圧パルスと雑ざった種々の人為効果及び雑音信号から、こ の様な真正のフロトコ７雑音信号及び圧力パルスを分離する改良された電子式の 方法及び装置を対象とする。これは、全ての個々のコロトコフ雑音信号及び各々 のコロトコフ雑音信号に関連する、それに伴う血圧パルス信号に対して、波形解 析を実施することＫよって達成される。この点について云うと、この出願では、 変換器から入って来るデータとして発生される真正のコロトコフ雑音信号は、関 連した前駆子波形の形で独特の外機を持ち、この波形を使りて真正のコロトコフ 雑音信号を雑音及び人為効果から識別することが出来ると共に１この波形は虚偽 の誤解を招く準コロトコフ雑音信号の外観を持つことが判った。

真正のコロトコフ雑音信号を確認してこの信号を人為効果及び雑音から分離する 為に使われる波形の主要な特性は、全てこの発明の装置による所定の解析及び認 識を受ける。波形の特性としては、波形の形、寸法及び方向を含み、これらは極 性、振幅、勾配、位相及びタイミングによって測定される。

昭和５３年特許願第１３０，０８１号には、真正のコロトコフ雑音信号を確認し て人為効果及び雑音を排除する為に特定のコロトコフ雑音前駆子を検出し且つ利 用する基本的な装置が記載されている。この装置は、この発明の装置の先駆者と なる設計であり、この発明の装置は更に実質的な新規な改良を加えている。

上に引用した特許願の装置では、等方性の特性を持つ１個のマイクロホンによっ て聴診法によるフロトフフ雑音が検出される。こういう特性は、フロトコフ事象 を表わす、動脈に突然血液が流入することだけでなく、心臓サイクルの血圧パル スを表わす腕の膨張にも応答し１この為、マイクロホン変換器からの出力として 発生される各々のコロトコフ雑音信号にコｑトコ７情報及び圧力パルス情報の両 方が重畳されている。この為、この特許願の装置では、マイクロホンからの電気 信号出力を最初にアナレグ形前スクリーン装置で浦波及び解析する。この装＠け 、入って来る全ての信号の波形を処理する３つの解析チャンネルを持っている。

前スクリーン装置が入って来るデータを浦波して、時間領域及び血圧領域のコロ トコフ雑音信号を正しく相関させ且つその場所を記すパルス列を電気出力として 発生する。アナログ形削スクリーン装置が、種々の人為効果及び雑音信号を表わ す波形と対照的に、真正のプロトフッ雑音信号を正しく表わす波形には、成る独 特の特性が関連しているという知見に基づいて、入って来る全ての信号波形に対 して波形解析を行なう。これに関連して云うと、単なる周波数特性とけ対照的に 、入って来る信号の波形特性が、真正のコロトコフ雑音信号に関連する典型的な 周波数領域に入ってくる人為効果及び雑音信号をも含む電気信号から、コロトコ フ雑音信号を正確に分離する最も確実な手段になることが判った。

上に引用した特許願では、血圧信号及びコロトコフ雑音信号が重畳されているか ら、信号人力のデータの流れからの信号は、コロトコフ雑音信号チャンネルと関 連した２つの前駆解析チャンネルとに最初に分離される。これに関連して云うと 、アナログ形削スクリーン装置が、コロトコフ雑音信号の振幅を測定して、この 振幅に比例する出力パルスを発生する第１のスパイク・チャンネルと、真正のコ ロトコフ雑音信号が発生したことを示す為に、入って来る信号の波形を一般化し た成る心室拡張期波形前駆子持性と相関させる所謂心室拡張期チャンネルと、同 じく真正のフロトコ７雑音信号が発生したことを確認する為に１全ての入って来 る信号波形を一般化した心室収縮期波形前駆子持性と相関させる心室収縮期解析 チャンネルとを持って−る。

この発明は、前掲昭和５３年特許願第１３０，０８１号に記載された基本的な装 置及び方法を更に洗練して、達成し得る血圧及び心室収縮率の測定の精度、信頼 性及び実用性を実質的に改善する。

この発明の１面では、１個の等方性マイクロホン変換器から得られた組合さった 又は混合された情報を持つ１個の信号の流れの代りに、コロトコフ雑音信号並び に血圧パルスの形をした関連する前駆子を最初に別別の信号源からめて、圧力波 前駆子及びコロトコフ雑音信号として、１対の入力データ信号の流れを別々のチ ャンネルに供給する。その後、コロトコフ雑音信号及び圧力パルスの波形の両方 に対して波形解析が別別に行なわれ、その後コ四トフフ信号を前駆子波形と比較 する。コロトコフ雑音信号は、勾配の十分な大きさを持ち、関連した真正の前駆 予圧力パルスに対して正しい位相で発生し、且つ前駆子波形の正の勾配の部分に ある場合、真正なものと確認する。

等方性の１個のマイクロホン変換器による血圧パルス情報の重畳を最小限属する 様なコロトコフ雑音信号を得る為、この発明の別の１面として、この出願では特 殊用の「縦方向」曲げ変換器又は撓み感知装置を開発した。これは縦軸線を監視 する患者の腕の上腕の動脈と平行にして、脹らますことの出来るカフス内に配ａ ！Ｌ、各々のコロトコフ事象の間、上腕の動脈に流入する血液の突然の前向きの 運動を表わす進行波の波頭に対する応答をよくする。この新規で改良されたコロ トコフ雑音信号変換器は、各々の心臓サイクルの間に起る全体としての腕の膨張 運動に比較的影響されない。

更に、この出願では、上腕の動脈の縦軸線に沿って適当な間隔だけ隔たっていて 、−緒になって作用する上流側の変換器及び下流側の変換器となる様にすれば、 １個の縦方向の変換器の代りに、１対の普通のマイクロホン変換器を用いること が出来ることが判った。

カフスの圧力変動から血圧パルス信号を感知すると共に、別個のコロトコフ雑音 信号情報を得ることにより、信号対雑音比がよくなり、解析しようとする２っの 信号、即ち、コロトコフ雑音信号と前駆子血圧パルス波形の分離がずっとよくな る。この点について云うと、各々の信号チャンネルは、この特定のチャンネルで 処理する特定の信号の周波数成分に対して最適にすることが出来る。カフスの圧 力からパルス信号を感知することＫより、腕全体は圧力変動と共に膨張及び収縮 するから、心室収縮期の圧力よりずっと大きな振幅の信号が得られる。これと対 照的に、脹らますことの出来るカフスの下流側の端に配置ｉ１ｔした典型的なマ イクシホンは、カフスが全部の血流を締切るので、心室収縮期のレベルより大き な腕の膨張を感知しない。

前に述べた様に、特殊のマイクロホン変換器は、動脈圧が最高カフス圧力を越え てコロトコフ事象を発生する時点に流れる血液の突然の流入によって生ずる動脈 の寸法変化を最もよく感知する様に、最適にし念。

これは、変換器を長くて細いものにし、それを上腕の動脈と平行に配置すること によって達成する。この構成は、血圧パルスの変動に対するマイクシホンの感じ あさを最小限にする傾向をも持ち、この為、この信号は異なる信号源からめて、 別個のチャンネルに供給しなければならない。チャンネルの分離が著しく改善さ れたことにより、コロトコフ雑音信号チャンネルでの雑音レベルの感知がよくな る。きれいな血圧パルス信号は、コロトコフ雑音信号及び雑音信号を確実な時間 区分にゲートすることが出来る様にする。この為、この発明の装置は、真正のコ ロトコフ雑音信号を確認する為に新規な前駆子持性及び判断基準を使うことの他 に、先に引用した係属中の特許願に記載される装置よりも、信号対雑音比がずっ とよくなる。

この発明の装置は、患者の腕に巻いたカフスを心室収縮期レベルより高い圧力ま で脹らませ、その後、比較的一定のゆっくりした割合で心室拡張期の圧力レベル より低い圧力まで収縮させることＫより、血圧を測定する。収縮サイクルの間、 特別のマイクロホンからのコロトコフ雑音信号及びカフスからの前駆子血圧パル ス信号を実時間で解析し、その後、貯蔵した後、再び解析する。実時間の解析に よって、真正の心臓パルスが発生したことが判ると、収縮過程が完了した後、後 で解析する為に下記のデータが記憶装置に貯蔵される。

１、最後の前駆子鹿圧パルスからの経過時間（脈搏数を決定する為） λ前駆子パルス波形の最大振幅 ３、コロトコフ雑音信号の勾配の振幅 ４、コロトコフ雑音信号とそれに関連した圧力パルス前駆子の間の相対的な位相 ５、カフスの閉塞圧力 前駆予圧力パルス及びコロトコフ雑音信号の実時間の解析により、腕の動き、筋 肉のれん縮等による人為効果信号を防ぐ為の雑音検出判断基準が得られる。この 何れかの雑音判断基準に該当する場合、収縮を停止し、それ以上のデータは貯蔵 しない。雑音信号が消滅した時、必要な場合、収縮過程を中断した圧力まで、カ フスの圧力を最初に高めた後、収縮を再開する。

前駆子血圧パルス波形は、適当なカフス圧力変換器の出力とカフスの収縮を制御 する制御信号との間の差信号として発生される。収縮の間、前駆子パルス波形が 実時間で連続的に解析される。データ記憶装置にデータを貯蔵する判定は、この 解析の結果に基づく。この解析によって真正の脈搏（収縮、心室収縮）が起った 時が決定される。この事象が検出された時、真正のコロトコフ雑音信号が存在す る可能性があるかどうか、前に貯蔵したマイクルホン信号のスペクトルを検査ス る。圧力パルス前駆子波形の振幅と共に、勾配、極性及び勾配の大きさを解析し て、人為効果や雑音に対比して圧力パルス前駆子の真正さだけでなく、真正の前 駆子のピークの位置を判定する。この後、コロトコフ雑音信号記憶装置を走査し て、前駆子の正の勾配領域で圧力パルスのピークより一定期間だけ前に限定され た適当な「窓」期間内に、真正のコロトコフ雑音信号が発生したかどうかを判定 することが出来る。この為、前駆子波形のピークが発生する前の特定された期間 内に発生した、コロトコフ雑音信号変換器からの全ての信号を記憶装置に貯蔵し ておくことが必要である。

特別の縦方向曲げマイクロホン又はそれと同等のものから受取ったコロトコフ雑 音信号をディジタル式に微分し、最低振幅の閾値を越える勾配（信号の極性に応 じて正又は負）だけを貯蔵する。更に、コロトコフ雑音信号記憶装置及び血圧パ ルス前駆子信号記憶装置を走査して、圧力パルス信号に対するコロトコフ雑音信 号の位相を決定する。出力のコロトコフ雑音信号パルスの流れ及び血圧前駆子パ ルス信号の流れはディジタル処理装置によって更に解析して、そうしない場合に 誤解を招く準コロトコフ雑音パルス及び真正の血圧パルスとして通過させられる 雑音や人為効果信号を更に除去し、この結果のデータを修正してそれを信頼性の あるもの又は疑わしいものとして確認し、心室収縮率と心室収縮期及び拡張期の 血圧のレベルとして最も確率の高い値を決定する。

この発明では、ディジタル処理装置がコロトコフ雑音パルスの流れ及び前駆子血 圧パルスに対して更に処理を行なうだけでなく、装置の始動並びに測定過程を進 行させる為の装置の条件づけに関係するその他の新規で改良された制御機能をも 遂行する。この中には、患者の腕に巻いたカフスを脹らますことを制御すること 、正しいデータが得られるようにする適正なレベルに脹らましが達したという判 定、過度の脹らましの防止、収縮の開始と制御、並びに血圧及び心室収縮率の所 要の全ての測定を行なうのに十分な情報が得られた後にカフスに残りている圧力 を放出することが含まれる。このカフスの圧力を放出することにより、測定過程 を完了するのに必要な時間以上に、患者の上腕の動脈を長期間閉塞することが最 小限に抑えられる。

カフス圧力が振動する心室収縮期及び拡張期の大体の圧力の間にある時に発生し た全てのパルス周期の平均をめることにより、脈搏数を計算する。こういう限界 の外側に出るパルス周期は無視する。平均を計算した後、平均を計算する為に使 った全ての周期をこの平均と比較する。平均の手分より小さい周期がみつかれば 、平均を計算するのに使った周期の数を１だけ減らすが、和は同じにしておく。

これＫよって、人為効果によって生じた短い周期が虚偽の別の周期となることが 防止される。この補正の後、平均周期を再び計算し、後で表示する為に貯蔵する 。こうして決めた周期の数が所定数より少ない場合、計算を止め、「低信号」の 表示を発生する。

記憶装置に貯蔵されたコロトコフ雑音信号の振幅に基づく血圧の決定は、次の工 程から成る。

１、コロトコフ閾値レベルを計算する。

２、最高のカフス圧力に対応する、閾値レベルより高いコロトコフ雑音信号を突 止める。

３、分解能の誤差を補償する為に、この発明に従って補関し、心室収縮期の圧力 を決定する。

４、最低のカフス圧力に対応する、閾値より高いコロトコフ雑音信号を突止める 。

５、分解能の誤差を補償する為に、この発明に従って補関し、こうして心室拡張 期の血圧を決定する。

この発明の新規で改良された電子式８圧計装置は極めて正確で、信頼性があり、 使い易い。この装置はコロトコフ雑音信号及び前駆子鹿圧信号を人為効果及び雑 音信号から分離する精度が高く、信頼出来ないデータが存在することを表わす状 態があれば、それを素早く医療職員に知らせる。従って、この発明の装置は人間 の血圧及び心室収縮率を測定する為の手作業の方法の時間がか−ること及び誤差 を招き易い面を最小限に抑え、この測定をしなければならない医療職員の側に高 度の熟練及び主観点な尋問知識を必要とせず、自動的な計装で達成し得る血圧及 び関連した測定の速度、精度、信頼性及び実用性を実質的に改善する。

この発明の上記並びにその他の目的及び利点け、以下実施側を示す図面について 詳しく説明する所から明らかになろう。

図面の説明 第１図は患者の腕の縦断面図で、腕に巻いな加圧力フスを脹らませて、腕の内部 の上腕の動脈に圧力を加えることを示していると共に、腕の表面の圧力分布及び 動脈に対する内部圧力を例示している。

第２図は第１図と同様な線図であるが、カフスの最大閉塞圧力に打ち勝ってまさ に完全に開こうとする閉塞された動脈を示している。

第３＆図は腕に巻いた血圧力フスを脹らませた患者の腕の縦断面図で、動脈内の 血圧がカフスによって加えられた最大閉塞圧力を初めて越える時点の、上腕の動 脈と平行なコロトコフ信号縦方向撓み感知装置の物理的な状態を示す。

第３ｂ図は第３ａ図と同様な図であるが、上腕の動脈が急速に開き、その中に血 液が突然に流入寸不一ことに応答して腕が膨張する時の撓み感知装置の状態を示 す。

第３ｃ図は第３１図及び第３ｂ図と同様な図であって、動脈が完全に開いた後の 撓み感知装置の物理的な状態を示す。

第４ａ図は上腕の動脈が完全に閉塞された状態から完全に開いた状態に移る時の 、第３ａ図乃至第３Ｃ図に示した縦方向撓み感知装置の物理的な変位を時間に対 して示した波形を示す。

第４ｂ図は動脈と平行ではなく、上腕の動脈の横方向に取付けた同様な変換器の 物理的な変位を示す。

第４ｃ図は第４ａ図の波形を微分することＫよって得られた、上腕の動脈と平行 な縦方向感知装置によって感知された速度を示す波形である。

第４ｄ図は第４ｂ図の波形を微分することによって得られた、横方向変換器によ って感知された速度を示す波形である。

第５ａ図及び第５ｂ図は、１つけ上腕の動脈の上流側に別の１つは下流側に配置 した相隔たる１対の横方向変換器の横方向速度波形を示す。

第５ｃ図は第５ａ図及び第５ｂ図の波形によって表わされる１対の変換器からの 電気出力を組合せた速度波形である。

第６図は第５１図乃至第５ｃ図の波形を発生する様に配置された相隔たる１対の 縦方向感知装置を示す。

第７図は第６図と同様な線図であって、第５ａ図刀゛至第５Ｃ図の信号をめる為 に相隔たる１対の普通のマイクロホンを使った場合を示す。

第８図は圧力パルス波形を取出す装置のブロック図である。

第９図は各々の心臓サイクルの間に起る血圧パルスの理想化した波形を示してお り、コロトコフ雑音信号（Ｋ−信号）の場所が変わり得ることを示しており、こ れは閉塞圧力が心室収縮期から拡張期のビベルに変わる時のコロトコフ雑音信号 とパルス波形の間の移相を表わしている。

第１０図は各々の心臓サイクルの間に上腕の動脈に発生する動脈血管内の圧力を 閉塞カフス圧力に重畳して、コロトコフ事象の場所を示すと共に、第９図に示し たカフス変換器によって検出されるパルス波形に対するコロトコフ信号の移相の 機能的な根拠を示している。

第１１図はカフス及びコロトコフ雑音信号からの理想化したパルス波形を示して いると共に１パルス波形の相対的な振幅を使って、パルス波形とコロトコフ信号 の間の相対的な位相の目安をめる様子を示している口 第１２図及び第１３図は第１１図と同様な波形図であって、パルス波形に対する コロトコフ信号の位相を測定する別の方法を例示している。

第１４図は典型的なパルス波形を示す線図であって、パルス波形の波形解析に使 われる種々の判断基準を示している。

第１５図は後で走査して相対的な位相を決定する為に記憶装置に貯蔵されたパル ス波形及びコロトコフ信号のスペクトルを示す。

第１６図は圧力スベクトルに対して圧力パルスの振幅の分布を示すグラフである 。

第１７ａ図は理想化したコロトコフ雑音信号の波形を示しており、ディジタル解 析の為に波形が走査される様子を示している。

第１７ｂ図は検出芯れたコロトコフ雑音信号の場所及び振幅を記録しいこの信号 をディジタル微分して、その値を貯蔵する為のデータ貯蔵レジスタを図式的に示 している。

第１８図はパルス圧力波形を示しており、雑音を感知する為の周期を定めること を示す。

第１９図は心室収縮期の血圧の決定に使われる、計算した閾値レベルに対する一 連のコロトコフ信号の振幅を示すグラフである。

第２０図はこの発明の装置によって真正のコロトコフ雑音信号と確認された典型 的なコロトコフ雑音信号の振幅を示すグラフであり、更に心室収縮期の血圧を決 定する際に使われる補間法を例示している０第２１図は第２０図と同様なグラフ で、心室収縮期の血圧を決定するのに使われる補間法の別の１面を示している。

第２２図はこの発明の特徴を取入れた一般化した８圧計装置の全体的なブロック 図である。

第２３図はこの発明の全体的な心圧計解析装置のブロック図である。

第２４図は入って来る前駆子鹿圧パルス信号に対して波形解析を行なう装置のブ ロック図である。

第２５図は収縮過程の間、信号の波形解析を行なう装置のブロック図である。

第２６図は第２４図及び第２５図の装置によって行なわれた波形解析及び処理の 結果として得られたパルス波形の振幅及びコロトコフ信号の振幅をカフス圧力領 域及び時間領域で示すグラフである。

第２７図はディジタル処理装置による膨張及び収縮の為の始動過程を示すフロー チャートである。

第２８図はディジタル処理装置によって実施される収縮制御過程を示す７レーチ ヤートである。

第２９図はディジタル処理装置による擬似コロトコ７信号の除去を示すフルーチ ャートである。

第３０図はディジタル処理装置による擬似フロトコフ信号の除去の別の工程を示 すフローチャートである。

第３１図はディジタル処理装置によって実施される、パルス振幅スペクトルの輪 郭を取出す為のパルス振幅データの操作過程を示すフローチャートである。

第３２図、第３３図及び第３４図はディジタル処理装置によって行なわれるデー タの平滑作用及びパルス振幅の輪郭の発生を表わすグラフである。

第３５図はディジタル処理装置による脈搏数の決定を示すフローチャートである 。

第３６図はディジタル処理装置によるフロトコフ信号の閾値レベルの決定を示す フルーチャートである。

第３７図はディジタル処理装置による心室収縮期の圧力の決定を示すフルーチャ ートである。

第３８図はディジタル処理装置による心室拡張期の圧力の決定を示すフルーチャ ートである。

第３９図はディジタル処理装置によって実施されるフロトコフ信号補間過程を示 すフローチャートである。

第４０図はフ四トコフ信号補間過程を更に例示するグラフである。

第４１ｍ図はこの発明に従ってコロトコフ雑音信号を感知するのに使うのに適し た縦方向撓み変換器の側面図である。

第４１ｂ図は第４１ａ図に示した変換器の平面図である。

第４２ａ図は適当な縦方向撓み変換器の別の実施例の側面図である。

第４２ｂ図は第４２ａ図に示した変換器の平面図である。

第４３ａ図はこの発明の縦方向撓み変換器の更に別の実施例の側面図である。

第４３ｂ図は第４３ａ図に示した変換器の平面図でこの発明は高度の信頼性をも って、何れも別々の信号源から得られるコロトコフ雑音信号及び前駆子血圧パル スの真正さを検証及び確認すると共に、入って来るデータの流れでコロトコフ雑 音信号及び血圧パルスと雑ざった種々の人為効果及び雑音信号から真正のコロト コフ雑音信号及び圧力バルスを分離する改良された電子式の方法と装置を対象と する。この為、個別に検出された全てのコロトコフ雑音信号と、各々ノフロトフ フ雑音信号に関連した、それに伴う血圧パルスに対して、波形解析を行なう。こ の点、感知変換器から入ッテ来ルテータとして発生される真正のコｏ　）＝＋７ 雑音信号は、常に関連した前駆子波形の形の独特な外機を持ち、この発明では、 こういう外機を非常に有効に且つ独特の形で利用して、他の場合には、準コｐト コ７雑音信号の外観を呈する諒解を招く様な雑音及び人為効果信号から、こうい う真正のコロトコフ雑音信号を確認する。

真正のコロトコフ雑音信号を確認し、こういう信号を人為効果及び雑音から分離 する為に使われる主要な波形の特性は、全てこの発明の装置による所定の解析及 び認識を受ける。こういう波形特性は、波形の形、寸法及び方向を含み、これら は極性、振幅、勾配、位相及びタイミングによって測定される。

この発明では、１個の等方性を持つマイクロホン変換器から得られる様な情報を 組合せた１個の信号の流れを供給する代りＫ、最初に別々の信号源から、コロト コフ雑音信号と血圧パルスの形をした関連する前駆子とをめて、前駆予圧力波形 及びコロトコフ雑音信号に対する別々のチャンネルに１対の入力データ信号の流 れを供給する。この後、個別にも、そしてコロトコフ雑音信号とそれに関連した 前駆波形の対応する対としても、コロトコフ雑音信号及び圧力パルス波形の両方 に対して波形解析を行なう。

この発明を実施するのに使われる聴診過程の背景を第１図及び第２図について説 明すると、マイクロホン変換器によって検出されるコロトコフ雑音は、患者の収 縮する心臓からの増加りり＼ある血圧が、患者の上腕１０／の周カに巻かれた脹 らますことの出来るカフス１００によって加えられた最大閉塞圧力に打ち勝つ時 、動脈の壁の速い動きによって発生されると考えられる。動脈のつぶれた部分に 血液が突然流入する為に、フロトコフ事象では、それまで閉塞されていた上腕の 動脈ｌＯコが開くのは極めて早く、カフス１０／の下流側の端では特にそうであ る。

第１図に一番よく示されているが、カフスによって腕の表面に加えられる圧力は 略一様であるが、カフス１０／によって上腕の動脈１０−にか−る肌寒圧力は一 様ではない。上腕の動脈１０コにか＼る閉塞圧力け、動脈の内、カフスｌＯＯの 両端の間にある部分の中心で最高であり、両端に向って下がり、そこで最終的に は略ゼロの大きさになる。上腕の動脈ＩＯ−に対する圧力分布が一様でないのは 、腕１０／の可撓性組織に対して有限の長さのカフスｌＯＯが作用する結果とし て起る所謂「縁」効果の為である。

第２図に一番よく示されているが、上腕の動脈１０コの上流側の血圧が上昇して 、カフスの中心で動脈にか＼る最大閉塞圧力を越えると、動脈が最終的に開いて コロトコフ雑音を誘発する最初の場所が、カフスｌＯＯの中心にある最大圧力の 点である為、血液の突然の流入が高速で起る。一旦最大閉塞圧力を越えると、閉 塞圧力は次第に下流側に向うにつれて大きさが漸進的に減少し、最後にはカフス の縁でゼロに下がるので、高圧の血液は容８に下流側に流れることが出来る。こ の為、動脈ｉｏコが非常に早く開き、進行波を発生する。

この進行波は、適当なマイクロホン変換器によって普通のフｐトコ７雑音として 容易に検出することが出来るＯ コロトコフ事象の間に上腕の動脈が突然開く結果、１個の過渡状態が生じ、これ が５ｏＨ２乃至１００］１１ｚの範囲内の最高周波数を持つ広い周波数スペクト ルを発生する。典型的には、公知の装置並びに普通の聴診器で使われるマイクロ ホンは、その感知特性が等方性又は非指向性である。こういうマイクロホンは垂 直方向、即ち第２図の腕１０／及び動脈１０コに対して垂直な方向の運動又は振 動に対する感度が最も高い傾向がある。

次に第３＆図乃至第３ｃ図について更に具体的に説明すると、カフスの下流側の 端で脹らませることが出来るカフス１００の下に配置し、その長さ方向を上腕の 動脈１０−と平行にした縦方向撓み感知装置又は曲げ変換器ｌＯＪは、変換器の 下の動脈に血液が流入する時の「衝撃波」を非常に正確に感知して、コロトコフ 事象の発生を表わす。この点、第３＆図に一番よく示されている様に１最初撓み 感知装置１０３け上腕の動脈ｌＯコのつぶれた部分の上に平坦になっており、上 流側の血圧が、第３ａ図の左側の動脈が開くととＫよって示す様に、カフスの閉 塞圧力を越えると、動脈が開くことによって生ずる衝撃波が、進行波の直前に腕 １０／の対応する速やかな膨張を誘発する。

上腕の動脈１０コが開くことによって誘発される腕の膨張により、撓み感知装置 の上流側の縁は腕１０／及び動脈１０コに対して垂直方向に物理的に変位するの で、撓み感知装置１０３は第３ａ図の平坦な状態から第３ｂ図に示す凹の状態に 変わることが第３ｂ図から判る。

第３ｃ図に一番よく示されている様に、一旦動脈が完全に開き、進行波が通過す ると、撓み感知装置１０Ｊは平坦な状態に戻る。従って、各々のコロトコフ事象 で、速やかに開く上腕の動脈ｌＯコによって発生されたコロトコフ信号は、撓み 感知装置１０Ｊに物理的な撓み又は変形サイクルを経験させる。このサイケＡ／ け平坦な状態から始まり、凹に曲がり、その後平坦な状態に戻る。

撓み感知装＠１０３け、上腕の動脈ｉｏ−が急に開くことによって誘発された進 行波を反映する様な種類の腕の膨張を非常によく感知し１この為、コロトコフ雑 音信号を検出するのに適した所要の高い感度を持つが、心臓サイクルのパルス圧 力波形を表わす全体的な腕の膨張には殆んど感度がない。この様に全体的な腕の 膨張に感度がない理由は、この様な全体的な膨張は撓み感知装置１０３の全ての 部分に同じ様に同時に影響を与え、従って、変換器の出力信号を発生する曲げ形 式の歪みを誘起する様に、感知装置の１つの部分を別の部分に対して撓ませずに 、感知装置を全体として動かすからである。

これと対照的に、同じ曲は又は撓み感知装置ｌＯ３の長さ寸法を、動脈と平行で はなく、動脈１０コの横方向に又はそれに対して垂直に配置すると、この感知装 置は第６図に示す横形の場合の様に、全体的な直径の増加による腕１０／の膨張 を感知する。

普通に使われるマイク四ホン変換器は腕の膨張の信号とコロトコフ雑音信号の両 方の組合せを拾うのが普通であるが、主に腕の膨張の信号を拾う。

次に第４ａ図乃至第４ｄ図について更に詳Ｌ〈説明すると、「長さ方向」　（動 脈と平行）及び「横方向」（動脈に対して垂直）に配置された縦方向撓み感知装 置によって発生される信号は明らかである。全ての変換器は最終的には信号の何 等かの形の微分を利用し、この為、変位信号ではなく、運動の速度に応答する。

第４ａ図は第３＆図、第３ｂ図及び第３Ｃ図に示した縦方向撓み感知装置１０３ の時間に対する物理的な変位の波形を示す。第４ａ図の縦軸は凹の撓みを示す。

上腕の動脈が完全に閉塞された状態から完全に開いた状態に変わると、波形が最 大値まで上昇し、その後感知装置が平坦な状態に戻る時、ゼ田まで下がることが 判る。

第４ｂ図は動脈と平行ではなく、上腕の動脈１０コに対して横方向又はそれに対 して垂直に取付けた同じ縦方向変換器の物理的な変位を示しており、主に心臓サ イクルの血圧の変動による主要な腕の膨張の信号を、ゆっくりと上昇して、その 後下がる波形として示している。

第４ｃ図は上腕の動脈ｉｏコと平行な撓み感知装置１０Ｊによって感知された速 度を示しており、これは第４＆図の波形を微分することによって得られる。第４ ｃ図に示す波形はコロトコフ雑音信号の理想化した波形であると考えられる。

第４ｄ図は第４ｂ図の波形を微分することによって得られた、横方向変換器によ って感知された速度を示しており、第４１ＩＩ図に示す典型的なコロトコフ雑音 信号が準正弦波又は２重スパイク形の外機を持つのに対し、１個の負のピークを 持っている。

腕の動き及び筋肉の撓みＫよって起る人為効果信号社・上腕の動脈と平行に長さ 方向に配置した撓み感知装置よりも、横方向撓み感知装置に対してずっと大きな 影蕃を与えると思われる。これは、腕の筋肉の撓みにより、第４ａ図及び第４ｃ 図の信号を発生する様に長さ方向の変換器を撓ませる非常に短かな区分にわたる 変化に較べて、筋肉の全長にわたり一層多くの直径変化が起ることによって説明 される。

例えば約１．５吋離した２つの横方向変換器（第６図）を使うことにより、１個 の長さ方向に配置した撓み感知装置１０Ｊと同じ結果が得られる。これに関連し て、第５ａ図及び第５ｂ図は、脹らませることの出来るカフスの内側で、１つけ 上腕の動脈の上流側に、他方は下流側に配置した相隔たる１対の横方向変換器か らの横方向速度波形を示している。第５＆図は上流側の横方向速度信号を電気的 に反転して示しており、第５ｃ図は下流側の横方向速度信号を示している。変換 器の間が物理的に離れている為、２つの信号は位相が変位している。

第５ａ図及び第５ｂ図に示した２つの変換器の速度信号を加算して、第５ｃ図に 示す組合せ波形を発生することＫより、これらの２つの信号は第４ｃ図に示す様 な長さ方向に配置した１個の撓み感知装置から得られる波形と非常によく似た波 形を発生することが判る。

従って、１対の横方向変換器を組合せて使って、適当なコロトコフ雑音信号の波 形を得ることが出来る。従って、この２つの横方向変換器の組合せは、上腕の動 脈の移動する波頭を感知し、筋肉の直径の変化の影響が一層小言ψ。これは、２ つの腕の膨張の信号が、時間的に一致する時には、相殺されるからである。この 為、第５ａ図及び第５ｂ図の波形は進行する波頭によって発生されなコロトコフ 雑音信号だけ時間的に変位しているが、これらの波形は全体的な腕の膨張の信号 としては時間的に変位していない。こういう腕の膨張は、両方の横方向変換器に 同時に影響し、この為２つの変換器ふらの信号出力の移相をなくす。

云い換えれば、第６図及び第７図に示す様な相隔たる１対の変換器を使うと、進 行する波頭の様に、検出される信号の方向性に対する感度が高くなると共に、腕 全体の膨張の信号及び人為効果によって特徴づけられる様な、検出される信号の 非指向性に対する感度が軽減され、こうして電気出方の信号対雑音比がよくなる 。

第６図は上腕の動脈１０コに沿って相隔たっていて、カフス１００の下流側の端 に配置された１対の横方向撓み感知装置を示している。各々のコロトコフ事象に 対し、上流側の変換器１０Ｊａは第５息図の波形を発生し、下流側の変換器１０ Ｊｂは第５ｂ図の波形を発生し、それらの組合せが第５ｃ図の波形を発生する。

更に第７図に見られる様に、１個の縦方向撓み感知装置１０Ｊの代りに１対の普 通のマイクロホン変換器ｌ０Ｑａ　、１０ダｂを、上腕の動脈１０コの縦軸線に 沿って適当な間隔で設ければ、第６図に示す１対の横方向変換Ｎ１０Ｊａ、１０ Ｊｂと同じ様に使うことが出来ることが判った。マイクロホン１ｏｌＩＢは上流 側の変換器として使い、マイクロホン１０Ｑけ下流側の変換器として使い、両者 が一緒になって第５ｃ図に示す様なコロトコフ雑音信号を発生する。

２つの横方向変換器又は２つの普通のマイクロホン変換器を使うことは、枢着点 によって隔てられた１対の短い頑丈な部分を設けることＫよって、縦方向撓み感 知装置１０３を模擬すること一路同じである。

上に述べたコロトコフ信号変換器の形式を用いて、この発明の装置は、患者の腕 １０／に着いたカフスｌｏ。

を心室収縮期のレベルより高い圧力まで脹らませ、その後約５ｍＨｇ／秒の比較 的一定の遅い速度で、心室拡張期の圧力レベルより低い圧力まで収縮させること により、血圧を決定する。収縮サイクルの間、カフスからのコロトコフ雑音信号 及び血圧パルス信号を実時間で解析すると共に、貯蔵した後、この後で再び解析 する。

前に述べた様に１特別の撓み感知装置１０Ｊけ、動脈の圧力が最大カフス圧力を 越えてコロトコフ事象を起す時点の血液の突然の流入によって生ずる上腕の動脈 ｉｏ−の寸法変化に対する感度が最も大きくなる様に最適にしである。この為、 撓み感知装置又は曲げ変換器を長くて細いものに作り、それを上腕の動脈ＩＯ− と平行にカフスｌＯＯ内に配置する。この構成は、コロトコフ雑音信号に対する 感度を高めるが、血圧パルスの変動に対する変換器の感度を最小限に抑え、パル ス圧力波形をめる為に別個のチャンネルと変換器が必要になる。然し１チャンネ ル分Ｍが非常によくなったことにより、コロトコフ雑音信号チャンネルに現われ る雑音レベルの感知もよくなる。血圧パルス波形が一層「きれい」になったこと により、コロトコフ雑音信号及び雑音信号を適当な解析が出来る様にする為の信 頼性のある時ｒ１ｊｊ区分にゲートすることが出来る。この為、コロトコフ雑音 信号及び前駆子パルス波形に対して別々のチャンネルを用いるこの発明の装置は 、信号対雑音比が大幅によくなると共に、真正のコロトコフ雑音信号を確認する 為の前駆子特性を一層よく利用することが出来る様になる。

圧力パルス及びコロトコフ雑音信号の実時間の解析により、腕の動き、筋肉のれ ん縮等によって起る人為効果信号に対する雑音検出判断基準が得られる。こうい う雑音判断基準に該当すれば、収縮過程を停止し、それ以上のデータを貯蔵しな い。雑音信号が消滅した時、カフス１０Ｏを最初に、その必要があっな場合Ｋ。

収縮を初めて中断した圧力まで高めた後、収縮を再開する。

前駆子パルス波形は適当なカフス圧力変換器の出力とカフス１００の収縮を制御 する制御信号との間の差信号として発生される。パルス波形は、カフス１００の 嚢に於ける小言な圧力変動を拾うことによって感知される。こういう圧力パルス 波形の変動は、各々の心臓サイクル中の圧力変動により、カフス１００の下にあ る腕１０／の容積の変化によって起る。

血圧パルス波形の変動の振幅は、カフスの圧力に応じて大幅に変化する。カフス １０ｏを心室収縮期の圧力より高い値に脹らませ、その彼ゆっくりと収縮させる と、パルス圧力波形の振幅は、心室収縮期及び拡張期の圧力レベルの中間（３ｉ Ｉ通は心室拡張期のレベル釦近い方）の最大値まで上昇し、その後再び低下する が、ゼロには下がらない。

パルス波形の振幅が上に述べた様に変化する理由は次の通りである。心室の収縮 又は心臓の収縮毎に、カフス１０Ｏの上流側の血圧が上昇する。カフス１００内 の圧力が心室収縮期のレベルより高ければ、殆んどカフスの上流側の縁までの動 脈がつぶれる。然し、上昇する血圧が常に若干の血液を流れさせて、少なくとも 短かな距離にわたって動脈を開く。これはカフスによって上腕の動脈ＩＯ−に加 えられる圧力が一様ではなく、前に第１図及び第２図に関連して説明した様に、 カフスの両側の縁でゼロに低下するからである。この様に血液がカフス１００の 下方にある領域内に侵入するととＫより、腕ｌＯ７が幾分膨張し、従ってカフス 内の圧力が上昇する。

カフスをゆっくりと収縮させると、各々の心臓サイクルで血液が侵入する距離が 段々広くなり、カフスの圧力パルスの変動が増加する。心室収縮期及び拡張期の 圧力レベルの成る点で、上腕の動脈ＩＯ−が心臓サイクル毎に全部開くと共に、 殆んど完全に再びつぶれる。カフス内の圧力が心室拡張期のレベルに向って更に 減少すると、上腕の動脈の内のつぶれる部分が次第に短くなり、カフスの容積変 化がそれに対応して一層小さくなる。

心室拡張期の圧力レベルより下では、上腕の動脈１０コは常に開いたま＼でおり 、カフスによって感知される容積変化は、動脈の壁の可撓性によるものだけであ る。

これＫよって小さな膨張及び収縮が起るが、動脈はつぶれない。

上に述べたカフス圧力の変動を所謂動揺計測法の血圧測定で使う。他の血圧測定 方法との比較を通じて５、パルス波形の振動の振幅と心室収縮期、拡張期及び平 均の圧力レベルの間に相関性が存在することが判った。

平均圧力は、パルス波形の振動が最大である点で起ると云われ、心室収縮期及び 拡張期のレベルは振動が尖頭振幅の大体♀分である所で起ると云われる。この種 のパルス波形振幅スペクトルの１例が第１６図に示されており、後で前駆波形の ディジタル解析に関連して説明する。然Ｌ１この発明では、動揺計測法の血圧測 定で突き止められた心室収縮期及び拡張期のレベルは近似にすぎず、個人によっ て大幅に変わり得ることを認識し、この為、この発明は、パルス圧力波形を真正 のコロトコフ雑音信号を確認する為の前駆子として利用し、主な血圧測定方法は 、真正と確認されたコロトコフ雑音信号を用いた聴診過程に頼る。

第８図について説明すると、パルス波形は、圧力変換器の出力とカフスの収縮を 制御する制御信号との間の差信号として発生される。本質的にはこれは圧送装置 の漏れ弁の開閉を制御する誤差信号と同じであるが、漏れ弁の信号は制御ループ を安定にする為に成る周波数感応成分を持つ点が異なる。

第８図に一番よく示されている様に、患者の腕１０／に巻いたカフス１００の圧 力が圧力制御装置ｌｌＯからの適当な入力信号によって制御される。この信号は 直線的な勾配の形をしていて、＠／　／　／を介して供給され、約５ｓｓＨｇ７ ’秒の圧力降下を表わす。この信号が誤差加算点ｌｌコで、流体導管ｌｌＳを介 して伝達されたカフスｌＯＯの実際の圧力を測定する適当な圧力変換器１ｌｌＩ からＭ／／、７を介して伝えられる電気出力と比較される。

圧力変換器の電気出力の方が制御信号より大きく、カフスの圧力が高すぎること を示す場合、線／／４を介して増幅器及び整形Ｎｌｌりに送られる信号が、漏れ 弁ｌ−〇を一層広く開く様に線ｉｔｓを介して制御出力を発生し、こうしてカフ スｌＯＯの嚢から毎秒放出される空気を一層多くする。

脈搏によって起るカフス圧力の変動、即ち、前駆子パルス波形が、諒差接続点差 回路ｌ／コの出力から線ｌコ／に出て、圧力パルス信号！２コとなるか、これが 新型の前駆子波形である。

勿論、圧力パルス信号は、漏れ弁ｌコＯがパルス波形の変動に反作用をしようと する様な形で、漏れ弁ｌコＯにも影響を与える。然し、漏れ弁ｌ−〇の機械的な 応答時間が遅い為、パルス波形を目立つ程平滑することはない。

単に圧力変換器ｌ／ダの電気出力を交流結合して、大きなカフス圧力のオフセッ トを抑圧して、へルス波形成分だけを増幅することＫよって、大体同じ圧力パル ス波形信号を発生することが出来る。この時、パルス波形はカフスの圧力である 大きな直流オフセットにのせた小さなリップル信号てあり、サーボループの時定 数は、大きな直流オフセットを補償する傾向を持つが、リップルに追随しない様 になり、この為リレプル信号が前駆子パルス波形として残る。

この発明では、検出された１対の信号、即ち、コロトコフ雑音信号及び前駆子パ ルス波は、その時間領域に於ける相対的な発生時について互いに関係があること が判った。

収縮の間、パルス波形を実時間で連続的に解析する。

データをデータ記憶装置に貯蔵する決定は、この解析の結果に基づく。この解析 が、心臓サイクルで真正の脈搏が起った時を決定する。そういうことが検出され た時、真正のコロトコフ雑音信号が存在するかどうか、撓み感知装置の信号を検 査する。圧力パルス前駆子波形の勾配、極性及び勾配の大きさを解析すると共に 、人為効果及び雑音と対比して、パルス波前駆子自体も解析するが、これは真正 の前駆子のピークを突き止めて、この後でコロトコフ雑音信号記憶装置を走査し て、前駆子の正の勾配の領域で圧力パルスのピークより一定期間先立つ適当な「 窓」内に真正のコ０）コツ雑音信号が発生し念かどうかを判定することが出来る 様にする為である。この為、圧力パルス前駆子のピークが発生するよりも前の特 定期間の間に生じたフロトコフ雑音信号変換器からの全ての信号を記憶装置に貯 蔵しておくと共に、前駆子波形自体をも貯蔵することが必要である。

コロトコフ雑音信号は常にパルス波形の立上り部分に現われる。第９図は各々の 心臓サイクルの間に起る血圧パルス波形の理想化した波形を示すと共ｋ、コロト コフ雑音信号（Ｋ−信号）の場所が変わり得ることも示している。これは、上腕 の動脈の閉塞圧力が心室収縮期から拡張期のレベルに減少する時の、コロトコフ 雑音信号とパルス波形の間の移相を表わす。

変動するカフス圧力で検出されて、＃！８図の出力として前駆予圧力パルス信号 １２コとして取出されなパルス波は、カフス内にパルス波を誘発する動脈血管内 の血圧に直接的な関係を持ち、動脈血管内の波形の直接的な結果である。この点 、第１０図は各々の心臓サイクル中に上腕の動脈内で起る動脈血管内の圧力波形 を示しており、この波形を閉塞カフス圧力に重畳して示している。第１０図はフ 四トコ７事象の場所を動脈血管内の波形の立上り部分にある２つの波形の間の交 叢点にして示しており、更に第９図に示したカフス内のパルス波形に対するコｐ ）コブ信号の移相の機能的な根拠を示している。

第９図及び第１０図の両方について説明すると、第９図のパルス波によって表わ されるカフス内のパルス圧力は、第１０図の動脈血管内の圧力が上昇する時には 何時でも上昇し、動脈血管内の圧力が下降する時には何時でもパルス波が下降す る。この為、パルス圧力波形及び動脈血管内の圧力波形は実質的に相互に関係が あるが、腕の形状、カフスの麟の寸法、カフスのきつさ、患者の組織の状態等の 多くの変数の為に、その精密な関係は予測出来ない。然Ｌ１全てのコ四トコ７雑 音はカフス内の圧力が上昇する期間内に現われる。

上に述べたことの他に、カフス圧力をゆっくりした収縮によって下げた時、第９ 図のパルス波とコロトコフ雑音信号の間で起る明確な移相がある。心室収縮期の 圧力レベルでは、コロトコフ雑音信号は立上る圧力波形の後の方、波形のピーク の近くか又はこのピークで現われる。圧力が低下するにつれて、コロトコフ雑音 信号は次第に早く現われ、心室拡張期のレベルでは、第９図の立上る波形の底の 近くで現われる。

第９図のパルス波とコロトコフ雑音信号の間の移相の理白は、第１０図について 説明するのが一番よい。

前に述べた様に、動脈血管内の圧力波形の立上り部分の間、動脈血管内の圧力が 上腕の動脈Ｋか＼る閉塞圧力を越えた時、コロトコフ雑音信号が現われる。閉塞 圧力が高くて、心室収縮期の圧力レベルに近いと、これは動脈血管内の圧力波形 のピークに一層近くなるが、コロトコフ雑音信号は第１θ図の動脈血管内の圧力 波形及び第９図のパルス波形の両方のピークに一層接近した所で現われる。カフ スの閉塞圧力が減少するにつれて、コロトコフ雑音信号は両方の波形で一層早く 現われる。云い換えれば、閉塞圧力が低下する時、フロトコ７雑音信号の移相は 第１０図で左向きであり、心室拡張期の圧力によって表わされる波形の谷に向っ て徐々に移動する。

この発明では、上に述べたコロトコフ雑音信号と前駆子パルス波形の間の位相関 係を人為効果を排除する為に使う。この位相関係の目安を得る方法が幾つかある 。コロトコフ雑音信号とパルス波の間の位相を測定する好ましい方法は、コロト コフ雑音信号が発生する点でのパルス波の振幅を測定すると共に、この振幅と前 駆子パルス波の尖頭振幅との比を決定することである。この位相測定方法は、勾 配及びパルスの振幅に無関係な０と１の間の無次元の数が出る。この点、第１１ 図はカフス及びコロトコフ雑音信号からの理想化したパルス波形を示しており、 相対的な振幅Ｘ及びＹを使って、パルス波形とコロトコフ信号の間の相対的な位 相の目安をめ、コロトコフ信号のこの後の解析に使う為、比Ｘ／Ｙの形で無次元 の位相信号を発生する好ましい方法を示している。

第１２図及び第１３図は第１１図と同様な波形図であって、パルス波形に対する コロトコフ信号の位相を測定する別の方法を例示している。第１２図は、立上る 圧力波形上で、コロトコフ雑音信号が発生してからパルス波のピークまでの絶対 時間を測定することにより、相対的な位相を測定する方法を示している。第１３ 図はパルス波の一番急な勾配の点からコロトコフ雑音信号が発生するまでの絶対 時間として相対的な位相を測定することを示している。然Ｌ１前に述べた様に、 第１１図に示す比による位相測定方法が好ましい。

この発明の装置は、血圧及び心室収縮率を決定する際、コロトコフ信号撓み感知 装置１０Ｊ　（第３ａ図乃至第３ｃ図）及び圧力パルス信号出力ｌ−一（第８図 ）から受取った全てのコロトコフ雑音信号及び前駆子パルス波を記録する。収縮 サイクルの間、これらの全ての信号を実時間で解析し、貯蔵した後、再び解析す る。

実時間の解析によって真正の脈搏が発生したことが判ると、収縮過程を完了した 後に更に解析する為に、下記のデータを記憶装置に貯蔵する。

１、最後の血圧パルスからの経過時間（脈搏数を決定する為）。

２前駆子圧力パルスの最大振幅。

３、コロトコフ雑音信号の勾配の振幅。

４、＝ｒｏ）コア雑音信号とそれに関連した圧力パルス前駆子の間の相対的な位 相。

５、カフスの閉塞圧力。

前駆予圧力パルス及びコロトコフ雑音信号の実時間の解析により、腕の動き、筋 肉のれん縮等によって起る人為効果信号を防ぐ雑音検出判断基準が得られる。

こういう何れかの雑音判断基準に該当する場合、収縮過程を一時的に停止し、そ れ以上のデータは貯蔵しない。雑音信号が消滅した時、収縮過程を再開する。

実時間の信号解析の別の機能は、測定サイクル中、信頼性のある血圧及び心室収 縮率の決定が出来る位の十分なデータが収集された時点を決定することである。

これによって、カフスの圧力がすっかりゼロになる前に、即ち、圧力が心室拡張 期の圧力レベルから十分下がるや否や、収縮過程を終了することが出来る。

測定サイクルの収縮部分の間、前駆子パルス波を実時間で連続的に解析する。デ ータをデータ記憶装置に貯蔵する決定は、このパルス波の解析結果に基づく。

この解析により、真正の脈搏又は真正の収縮が起った時が判り、そういうことが 起った時、ｊＪ７スｌＯＯの撓み感知装置１Ｏ３（第３＆図乃至第３Ｃ図）から の微分出力で、真正のコロトコフ信号が発生したかどうかを記憶装置で検査する 。

第１４図は典型的な前駆子パルス波を示すと共に１前駆子パルス波形の波形解析 に使われる種々の判断基準を示している。この点、第１４図のパルス波信号は最 初に微分され、波形の勾配の極性を決定する。前駆子波形の勾配がそれまでの負 又はゼ費の勾配から正になった時、何時でも勾配の絶対値を記憶装置に入れてお く。これは第１４図の点Ａで示す様に、谷の底を決定して、第１のベースライン 振幅基準レベルを設定する為である。

パルス波信号が正になった時、更新された現在値と第１のベースラインの値囚と の間の振幅の差を振幅閾値に対して連続的に試験する。この振幅閾値を越えれば 、この後で波形の勾配が急になりすぎない限り、パルス波は真実の鼓動と考えら れる。振幅閾値を第１４図の・パルス波の点Ｂのレベルに示しである。

パルス波形の勾配の急峻さも監視し、微分波の振幅が最大閾値を越えれば、この 時パルス波は人為効果であるとみなし、データを貯蔵しない。検出された一番急 峻な勾配が第１４図の点Ｃの場所を設定する。

第１４図のパルス波の勾配の振幅を監視過程の間にそれまでの値と連続的に比較 し、勾配の振幅の最近の値が、それまでの全ての値より大きい場合にだけ、貯蔵 して、点Ｃの新しい場所を設定する。勾配の一層大きな値がみつかり、波形が一 層急峻に上昇することを示す時、何時でも、最大の勾配より所定期間前に発生し た波形の振幅を、第１４図の点りで示す様Ｋ、新しい第２のベースラインの値と して貯蔵する。

点りの第２のベースラインを決める為に、点Ｃに先立つ適当な期間として、６４ ｍ５の期間をこの発明を実施する為に経験的に決定した。後の過程は標準化の為 の１種の底苅りであり、屡々起って、実際の鼓動が起る前に数百ミリ秒の持続時 間を持つことがある様な、前駆子波形信号中のゆっくりした正の上昇又はペデス タルによって、誤ったパルスの振幅が発生されない様にする。この為、標準化手 順により、データ中の振幅の散乱が最小限に抑えられる。

第１４図の前駆子パルス波の振幅を検出された最高の値に連続的に更新して、点 Ｅのパルス波のピーク振幅を突止める。パルス波信号が点Ｅの最大値から点Ｆ（ これは時間領域では僅か数ミリ秒しか離れていない）まで振幅でごく小さい所定 量だけ低下したら、パルス波が実際に起りたと判定し１データを貯蔵する。後の 点Ｆを検出してから点Ｅのピークを確認するのは、前駆子波形に小刻みの動きが あった場合に起り得る虚偽のピークの検出を避ける為である。

第９図、第１１図及び第１４図から、第１４図の点Ｆでデータを貯蔵するという 決定を下す時までに、コロトコフ雑音信号が既に発生していることは明らかであ る。従って、点Ｆで真正の前駆子パルス波形が検証されるより前の所定の期間に 発生した、撓み感知装置からの全ての信号を記憶装置に貯蔵しておくことが必要 である。この発明では、この貯蔵期間は経験的に約２５０ｍ５に決定した。第１ １図に示したコロトコフ雑音信号と前駆子パルス波形の間の位相の決定本、同じ 期間の間、パルス波信号を貯蔵することを必要とする。

第１５図は、後で走査して相対的な位相を決定する為に１パルス記憶装置に貯蔵 されたパルス波形及びＫ　−記憶装置に貯蔵されたフロトフ７信号スペクトルを 示している。この点、撓み感知装＠ｔｏ３（第３ａ図乃至第３ｃ図）から受取っ たコロトコフ信号が、現在値と８ｍｍという様な短な時間だけそれより前に発生 した値の間の差を計算することＫより、最初にディジタル弐に微分される。この 微分計算は典型的には２ｍｍ毎に行なわれ、コロトコフ信号の勾配を表わすこう 一つ差の値が２４８　ｍｓにわたって記憶装置に貯蔵される。

最低振幅閾値を越えるコロトコフ雑音信号の負の勾配の値だけを貯蔵する。

次に第１７ａ図及び第１７ｂ図について説明する。

第１７ａ図には、撓み感知装Ｗ１０３から受取ったコロトコフ雑音信号の理想化 した波形が示されており、この図には、最大の負の勾配を決定する為に、この波 形がディジタル解析の為に２ｍｍ毎に走査される様子が示されている。この発明 の好ましい実施例では負の勾配を使うが、極性を反転すれば、コロトコフ信号の 解析の為に正の信号を使うことになることが理解されよう。何れＫせよ、負の勾 配を監視することを選んだのけ、コロトコフ信号の波形の内、信号対雑音比が最 もよい部分によって決定された。

第１７ａ図は理想化したコロトコフ信号の波形が、波形の振幅を周期的に標本化 する為に、２ｍｍのｖＩ数個の時間スリットに分割されることを示している。点 −１゜１．２．３．４．５．６は振幅の相次ぐ７個の標本化を示している。この 点、コロトコフ雑音信号波形の２ｍｓの分解能は、第１７ａ図に示すよりもずっ と高い。

この図に示したのは、説明の為の例にすぎないと考えられたい。

第１７ｂ図は、検出されたコロトコフ雑音信号の場所と振幅を記録し１こういう 信号をディジタル式に微分してその値を貯蔵する為のデータ貯蔵レジスタ又はＲ ＡＭを図式的に示して≠る。こ＼では、列として、ＲＡＭが１２８個の記憶スロ ットから成る垂直のスタックとして示されている。ＲＡＭに関連するディジタル 処理装置がポインタＰ１を持ち、これは記憶装置内の何処かにある別のレジスタ であって、ＲＡＭスタックを走査する。

第１７　ａ　図のコｏ）コツ雑音信号を標本化する時、第１７ｂ図のポインタＰ １の位置に対応する記憶位置に振幅の値を貯蔵する。第２のポインタＰ２がＲＡ Ｍ内でポインタＰ１より８ｍｌ又は４個の記憶位置だけ遅れている。

装置の動作は、ポインタＰ１の場所に貯蔵された振幅をそれより８ｍｓ前のポイ ンタＰ２の場所にある振幅から減算し、差の値をポインタＰ２１Ｃ隣接した記憶 スロットに貯蔵する。この差の値は２つのぎインタの間の８ｍｓの期間にわたる 平均勾配の目安である。これが第１７１図ではフロトコ７信号波形上の点１及び ５の間に引いた線で示しである。この為、Ｐｌ及びＰ２の間の４つの記憶スロッ ト、即ち、第１７ａ図の点５．４．３．２だけが、ＲＡＭＩＣ振幅情報を持って おり、他の１２４個の記憶スロットは、ポインタＰｉ及びＰ２がＲＡＭの記憶ス タックを反復的に走査する時に連続的に更新される勾配データを持っている。こ の為、勾配データが１つの場所あたり２ｍｓでＲＡＭ内の１２４個の場所に入っ ており、パルス圧力波形のピークより前の合計走査期間は、第１５図に示した様 に、コロトフ７雑音信号スペクトルの２４８ｍｍＫなる。

第１４図の点Ｆでデータを貯蔵する決定が下されると、鼓動が起ったと確認され 、２４８ｍ５のコｐ）フッ信号記憶装置を走査して最大の負の勾配の振幅をみつ け、走査期間中のコ四トコフ信号スペクトルの中でのその位置をみつける。この 勾配の振幅を第１５図に値２で示しであるが、これを呼出して貯蔵する。更に、 時間領域の同じ点に於ける前駆子パルス波の振幅もパルス波信号貯蔵装置から読 出して、第１１図及び第１５図の値Ｘにする。値Ｘは、コロトコフ雑音信号の最 大の勾配がみつかった点に於ける前駆子パルス波の振幅と、第１４図の点りの、 前に決定した第２のベースラインの値との差をめることによって決定される。前 駆子パルス波形の最大振幅を表わす第１１図及び第１５図の値Ｙは、第１４図の 点Ｅに於ける最大パルス波振幅と点りの第２のベースラインの値との差をとるこ とＫよって決定される。

前駆子パルス波形及びコロトコフ雑音信号の走査過程の終りに、収縮過程が完了 した後に解析する為に、下記のデータを貯蔵する。

１、最後の貯蔵指令からの期間０ ２パルス波の振幅（第１１図及び第１５図の値Ｙ）。

３、コ田トコフ信号の最大の負の勾配の振幅（第１５図の値２）。

４、位相信号（比Ｘ／Ｙ）。

５、第１４図の点ＦのカフスｌＯ０の圧力。

真正の前駆子パルス波形及びコロトコフ雑音信号が発生したことを決定する実時 間の測定の他に、この発明では別の試験を行なって、人為効果が発生したかどう か、パルス波及びフロトコ７雑音信号の両方のチャンネルを監視する０ 第１８図には、第１４図のピーク確認点Ｆ１第１のベースラインＡ及び振幅閾値 Ｂを含むパルス圧力波形が示されている。更に、閾値Ｂより７２ｍ５前の１つの 周期と、前のパルス波上の点Ｆより１６０　ｍｓ後の第２の期間との１対の時間 が、閾値を変える慣れのある真正なコロトコフ雑音信号の干渉なしに、雑音閾値 を決定する為の雑音感知期間を定める。コロトコフ雑音信号は前駆パルス波形の 正の勾配の部分にしか発生しないと−う事実の為、前駆子パルス波形の合間の時 間の間、腕の動き又は筋肉のれん縮の様な人為効果によって起る雑音に対して、 フロトフ７信号チャンネルを監視することが出来る。この時間的な分離により、 雑音信号をコロトコフ雑音信号からきれいに分離することが出来、コロトコフ雑 音信号の振幅に略無関係な雑音閾値をとることが出来る。

パルス波形が負の勾配を持つ時間の間、又は振幅閾値Ｂを越えなり時間の間、コ ｐトコ７信号チャンネルの全ての信号（微分して負）は約１秒の時定数で平均し て、非常に短いスパイク及び大きなスパイクが平均され、全体的な雑音閾値に対 する影響がごく小さくなる様にする。前の最後のパルス波のピークから１６０ｍ ａ後、そして次のパルス波形の第１の振幅閾値レベルより７２　ｍｓ前の監視時 間を利用して、コロトコフ雑音信号又は心室拡張期の圧力レベルを持つごく初期 のコロトコフ雑音信号のリンギングが閾値の決定に干渉することを防止する。

雑音検出器のオフ時間の間、１秒の時定ｉは閾値レベルを下げる様に作用せず、 この為、雑音閾値は単に一定に保たれる。

計算された雑音閾値レベルが雑音に対する最大振幅閾値を越える場合、ディジタ ル装置がカフスのそれ以上の収縮を停止する指令を出して、雑音閾値が収縮を再 開することが出来る様な満足し得るレベルまで下がる時まで、データの収集を一 時的に凍結し、下がらなければ測定サイクルを中止する。

コロトコフ雑音信号の雑音ルーチンの他に、前駆子パルス波形も人為効果及び雑 音に対して監視する。この点、正及び負の両方の勾配閾値をパルス波に用いて、 動き又は筋肉のれん縮等にょるカフス圧力の突然の変化を検出する。更に、前駆 子波形信号に正及び負の振幅閾値も用いて、実際のカフス圧力及び所望のカフス 圧力の間の大きな圧力オフセットを検出する。前駆子パルス波形に対するこの何 れかの閾値を越えた場合、雑音が許容し得るレベルに下がるまで、カフスの収縮 を中止する。

この発明のディジタル処理装置１１け、コロトコフ雑音パルスの流れ並びに前駆 子血圧パルスの流れに対して更に解析を行なうだけでなく、装置の始動、及び測 定過程を進行させる様にする装置の条件づけに関係する他の新規で改良された制 御機能をも行なう。この中には、患者の腕に巻いたカフスを脹らませることの制 御、この脹らましが適正なデータが得られる様な適正なレベルに達したという判 定、脹らましすぎの防止、収縮の開始と制御、並びに所要の血圧及び心室収縮率 の全ての決定を下すのに十分な情報が得られた後にカフスに残っている圧力を放 出することが含まれる。今述べたカフスの圧力の放出は、測定過程を完了するの に必要な時間以上に、患者の上腕の動脈を長期間閉塞することを最小限に抑える 。

この発明に従って血圧を測定することは、次の３つの部分から成る測定サイクル の間に行なわれる。

（１）圧送段階。

（２）収縮及びデータ収集段階。

（３）データ解析及び血圧及び心室収縮率の計算段階〇圧送段階から説明すると 、外部の「開始」信・号又は内部で発生された自動的な時間ベースが、装置の測 定サイクルの初期設定をする。自動ポンプを始動させ、脹らませるカフスが、フ 四ントパネル・スイッチ（図に示してない）Ｋよって典型的には１５Ｇ、２０Ｇ 、２５０又は３００ｓＩＩＨＸに設定される予め選ばれた値に達するまで、この カフスの圧力を監視する。予め選ばれた値の最大圧力に達した時、自動ポンプを 停止する。

この後カフス又はカフスの配管に漏れがあるかどうか、カフス圧力を約３秒監視 する。圧力が所定の最小レベル未満しか低下しなければ、ポンプを再び付勢し、 漏れ試験を繰返す。装置が２度目の漏れ試験で不合格になれば、測定を止め、「 人為効果」信号を発生してこの状況を利用者に知らせる。漏れ試験に合格すれば 、装置は測定サイクル中の収縮動作段階の初期設定がなされる。

収縮の制御は幾つかの遂次的な段階に分けられ、これらの段階で決定を下きなけ ればならない。

収縮の最初の３．５秒の間、装置はコロトコフ雑音信号が発生したかどうかを試 験する。コロトコフ雑音信号が検出されなければ、収縮制御をデータ収集段階に 切換える。装置がコロトコフ雑音信号を検出すれば、３．５秒の期間をゼロにり セットし、新しい試験期間を開始する。２つより多くのコロトコフ雑音信号が検 出され−ば、収縮を停止し、ポンプを再び始動して、選ばれた開始圧力よりも５ 　Ｑ　８１１Ｈｇ高い圧力レベルに圧送する。装置が２回目に一層高い圧力に圧 送しようとする場合、測定サイクルを止め、「人為効果」状態を利用者に知らせ る。これは、カフスの開始圧力レベルが心室収縮期の血圧レベルより高くない場 合、測定の進行を防ぐ。

データ収集段階では、実際のデータの収集及び貯蔵が始まる。同時に、カフスの 圧力を監視する。ディジタル制御装置は、カフス圧力が測定サイクルの開始カフ ス圧力の十分より下に下がるまで、この段階にと寸まる。

ｊＪ７スの圧力がカフス開始圧力の手分より低いレベルに低下した時、装置は、 前駆子パルス波形及びコロトコフ雑音信号の解析を続けながら、収縮の終了を探 す。この段階にある間、装置は最初に貯蔵されたコロトコフ信号の数を計数する 。貯蔵された信号の数が５より少ない場合、圧力がカフスの開始圧力の　／４に 低下するまで、収縮を続ける。この後者の圧力レベルで、検出されるコロトコフ 雑音信号が５個より少なければ、測定サイクルを終了し、「低信号」状態を利用 者に知らせる。これに対して、検出されたコロトコフ雑音信号の数が、カフスの 開始圧力の１／４のレベルに収縮するまでに５個又はそれ以上であれば、装置は 前駆子パルス波形の振幅を試験する。振幅試験の為に、パルス圧力の振幅の加重 平均を計算する。この加重平均は、現在のパルス波とその前の２つのパルス波と の最後の３つのパルス波から計算された振幅で構成される。この加重は、現在の パルス波１ｃＩの重みを掛け、その前の２つのパルス波には、各々のパルス波に 対してｌ／２の重みを掛けた平均をとることによって行なわれる。現在の平均が 前に出した最大の平均の　／２より大きければ、３秒タイマを始動させる。３秒 内に別の前駆圧力パルス信号が検出され＼ば、装置は収縮を続ける。然し、圧力 パルスが検出されなければ、収縮段階を終了し、カフに残る圧力を放出し、この 段階の計算部分を開始する。

圧力パルスの加重振幅が前に出ＬＴｈ最大の平均の４より小さい場合も、３秒タ イマを始動させる。この場合、３秒以内にコロトコフ雑音信号が検出され＼ば、 装置は収縮を続ける。然し、コロトコフ雑音信号が検出されなければ、収縮過程 を終了し、カフス圧力を放出し１計算部分を開始する。

測定サイクル中の任意の時に１人為効果を検出したことによって、収縮部分を中 断することが出来る。この様な人為効果が検出されると、収縮過程が直ちに停止 され、装置は人為効果又は雑音信号が消えるのを待つ。人為効果又は雑音信号が １０秒の時限内に消えなければ、測定サイクルを止め、「人為効果」状態を表示 する。他方、１０秒の期間が経過する前に人為効果又は雑音信号が消えれば、カ フス圧力を試験する。カフス圧力が十分であれば、収縮過程を再開するだけであ る。カフス圧力が十分てなければ、ポンプを再び付勢Ｌ１収縮の中断が初めて行 なわれた時の圧力まで、カフスを脹らませる。その点で収縮過程を再開する。

測定サイクルのデータ解析及び計算段階で、収集されて記憶装置に貯蔵されたデ ータを解析し、心室収縮期及び拡張期の血圧レベルと測定サイクル中の平均脈搏 数を計算して表示するか、又はその他の形で適当に利用者に知らせる。前に述べ た様に１データは前駆子波形の解析に基づいて記憶装置に貯蔵される。この解析 によって真正の鼓動と思われるものが検出される度に１種々のパラメータを表わ す５個１組の数が記憶装＆ｔＫ貯蔵される。これらの数は、対応する数を常に確 認することが出来る様に群に分けて貯蔵される。各々の鼓動に対して貯蔵される 個々の数は次の通りである。

ｆｉｌ最後の鼓動からの経過時間。

（２）圧力パルス波形の振幅。

（３）コロトコフ信号の勾配の振幅。

（４）パルス波形とコロトコフ雑音信号の間の位相。

（５）カフスの圧力。

鼓動が起り、これまで説明した判断基準で見て、コロトコフ雑音信号が検出され なければ、コロトコフ雑音信号と位相には０を貯蔵するが、経過時間、パルス波 形の振幅及びカフス圧力、即ち、項目１．２及び５は依然として記憶装置に貯蔵 される。

この発明によって行なわれるディジタル解析の次の工程は、擬似コロトコフ雑音 信号を除失することである。最初に行なう解析は、人為効果及び雑音があるかど うか、コロトコフ雑音信号を検査することである。

この解析の初めに、最高のカフス圧力に対応するコロトコフ雑音信号を用いる。

コロトコフ雑音信号の対応する位相信号、即ち比Ｘ／Ｙ　（第１５図）が所定の 最低閾値より小さい場合、コロトコフ信号を排除し１記憶装置から取除く。位相 信号が所定の最低閾値を越える場合、次に低いカフス圧力に対応するコロトコフ 雑音信号を検査する。このコロトコフ信号に対応する位相信号の大きさが最低閾 値より大きくなければ、次々に低いカフス圧力に対応する相次ぐコロトコフ雑音 信号を検査する様に探索が続けられる。

許容し得る大きさを持つ位相信号を有するコロトコフ雑音信号がみつかった場合 、このコロトコフ信号と最初のコロトコフ雑音信号の間の差を検査する。この圧 力の差が１５１１１１　Ｈｇより／ＪＳさい場合、両方のコロトコフ雑音信号を 受入れ、データの心室収縮期側又は高圧側の端での擬似コロトコフ信号に対する 解析を終る。

然し、圧力の差が１５■Ｈｇより大きい場合、高い方のカフス圧力で最初にみつ かったコロトコフ信号を除央し、許容し得る位相信号の値を持っていてコレトコ ７信号スペクトルでカフス圧力の違いがｘｓｍＨｇ未満である１対のコロトコフ 雑音信号が突止められるまで、探索を続ける。

データ・スペクトルの低圧側の端でも、対応するカフス圧力が最低であるコロト コフ雑音信号から始めて、順次高い方へと、同じ種類の解析を行なう。この解析 では、位相信号は、それを受入れる為には、所定の最大閾値より小さくなければ ならない。他の全ての点で、データ・スペクトルの低圧側の端に於ける擬似コロ トコフ信号の解析は、スペクトルの高圧側の端に於ける解析と対称的である。

次の計算が、記憶装置に貯蔵された全てのパルス波の振幅を検査して、パルス波 の振幅の中心領域を決定する。前に述べた様に、パルス波の振幅は比較的低い値 から始まって、心室収縮期及び拡張期の血圧レベルの間のピークまで増加し、そ の後、カフスの圧力を心室収縮期の圧力より高い値から心室拡張期の圧力より低 い値まで徐々に収縮させる時、再び低下する。

パルス波の振幅解析の目的は、カフス圧力の目盛上で普通の動揺計測法の３つの 点を突止めることである。

これらの点はパルス波のピーク振幅の点と、ピーク振幅の両側にあって、一方は ピークより上側、他方はそれより下側で、パルス波の振幅がピーク値の手分てあ りフス圧力の輪郭の「モデル」を作り、振幅を直線で結び、第１６図に示す様に 、平滑ルーチンを用いて、略滑らかなパルス波振幅曲線を発生する。滑らかな曲 線ノヒーク及びピークの手分の振幅になる１対の点の位置が容５に決定出来る。

これらの３点は、脈搏数の計算に関連して後で更に解析する為に、記憶装置に貯 蔵し、希望によっては、血圧評価測定の普通の動揺計測法に従って、所謂動揺計 測平均、心室収縮期及び拡張期の血圧に対応して表示することが出来る。

この発明では、カフス圧力が動揺計測法の心室収縮期及び拡張期の圧力の間、即 ち動揺計測法の平均の両側にあるピーク振幅の手分の値の間にある時に発生しタ ハｋ　ス波のピークの間の経過時間を表わす、全てのパルス波の周期の平均をめ ることＫより、脈搏数を計算する。こういう限界の外側で発生したパルス周期は 無視する。

パルス周期の平均を計算した後、平均を計算するのに使った全ての周期をこの平 均と比較する。計算でめた平均の手分未満の周期があれば、平均を計算するのに 使った周期の数を１だけ減らすが、限界の間にある全ての周期の和は同じま−に しておく。この方法により、人為効果及び雑音によって生じた短い周期が虚偽の 余分の周期となることが防止される。この補正の後、平均周期を再び計算し、後 で表示する為に貯蔵する。こうしてみつかったパルス周期の数が４個より少な− 場合、脈搏数の計算過程を止め、「低信号」状態を適当に表示する。

この発明による血圧の決定は、記憶装置に貯蔵されたコロトコフ信号の振幅に基 づく。最初、コロトコフ雑音信号に対する閾値レベルを計算する。この閾値は平 均されたコロトコフ信号の振幅から計算される。第１の工程で、コｏ）コツ信号 の全ての振幅を平均する。

次に１計算でめた第１の平均に等しいか又はそれより大きい全てのコロトコフ信 号の振幅から、第２の平均をめる。後でめた平均を６　（好まＬψ実施例で使う 為に経験的に決定した）で除し、コロトコフ信号スペクトルに対する計算でめた 閾値として貯蔵する。

心室収縮期の血圧を決定する際、コロトコフ信号の全ての振幅を最初に計算でめ た閾値と比較し１第１９図に示す様に、最高のカフス圧力に関連した閾値より高 いコロトコフ信号を確認する。

心室収縮期の圧力を決定する為の補間は幾つかの工程から成る。最初の工程は、 一層高いカフス圧力に関連した次のコロトコフ信号を検査することである。こう いうコロトコフ信号が存在しくこれは計算でめた閾値より低くなろう）、隣合っ た２つのコロトコフ信号の間の周期が（コロトコフ信号スペクトルではなく）前 駆子パルス圧力波形の平均周期の０．５乃至１．５倍である場合、今述べた次に 高いカフス圧力を心室収縮期の血圧と決定する：（１９図参照）。

一層高いカフス圧力のコロトコフ信号が突止められないか或いは周期が限界外で あれば、第２の計算工程を行なう。最初に１平均前駆子パルス周期あたりの平均 圧力降下を計算する。収縮速度は５−Ｈｇ／秒と判っているから、相次ぐパルス 圧力波形の間の圧力降下を容すＩＣ計算すること＄／ｆｊ来る。第２０図釦一番 よく示されている様に１最初の２つのコロトコフ信号の振幅のピークを通る直線 を計算する。この直線がカフス圧力の横軸と交わる場所で、新しい圧力の値を定 める。

この圧力が、パルス周期あたりの平均圧力降下よりも、最高のカフス圧力に関連 する計算でめな、同値より高い第１のコロトコフ信号に一層近けれは、それを心 室収縮期の血圧と選定する。

他方、第２１図に示す様に１カフス圧力の軸線との交点が、パルス周期あたりの 平均圧力降下よりも、最高のカフス圧力に関連した、閾値より高い第１のコロト コフ雑音信号より一層遠ければ、平均圧力降下を、閾値より高い第１のコロトコ フ信号に関連したカフス圧力に加算して、心室収縮期の血圧を決定する。

心室拡張期の血圧を決定する為の補開け、心室収縮期の血圧を決定する為の補間 について上に述べた所と同様であるが、この補間が一層高い圧力ではなく、一層 低い圧力をみつけることである点が異なる。更に、この補間の出発点として使う 、閾値より高い第１のコロトコフ雑音信号を突止める手順が、心室収縮期の決定 の場合と異なる。この点について云うと、パルス圧力波形（第１６図）のピーク に関連したカフス圧力から開始して、カフス圧力の下向きに走査し、各々のコロ トコフ雑音信号を順次検査して、計算でめた閾値より高く且つ前に擬似コロトコ フ雑音信号を除去する過程に関連して用いた位相信号の閾値より低いという条件 をも充たす第１のコロトコフ雑音信号を突止める。

この両方の判断基準を充なすコロトコフ雑音信号が突止められなければ、この過 程を止め、「低信号」を表示する。

所望のコロトコフ雑音信号が突止められたら、カフス圧力の軸線に沿って下向き の走査を続け、（前駆子パルス波の発生を、振幅Ｏのコロトコフ信号を含めたコ ロトコフ雑音信号が発生し得る場所の目印として使って）計算でめた勾配の振幅 閾値より低いか或いは０の値の第１のコロトコフ雑音信号を突止める。こういう コロトコフ信号の場所が決定されたら、カフス圧力が増加する向きの次のコロト コフ雑音信号（これは計算でめた閾値より高い最後のコロトコフ信号である）を 補間過程を開始する目印として使って、心室収縮期の血圧を決定する場合につい て前に述べたのと同様に、心室拡張期の血圧を決定する。

上に述べた補間ルーチンは、比較的速い収縮速度が原因で起る時間分解能の誤差 を小さくする。

第２２図にはこの発明を実施する為の一般化した８圧計装置の全体的なブロック 図が示されている。第２２図の装置は普通の心圧計の脹らませることの出来るカ フスコＯＯを含んでおり、これは自動空気源コ０７から流体導管コＯコａ、コ０ コｂを介して可撓性の嚢。

−００８に空気を充填することにより、脹らませることが出来る。カフスコＯＯ 内の圧力、従ってその腕にカフスコＯＯを巻いた患者の上腕の動脈の圧力が、流 体導管−Ｏコｂ、−〇−〇を介して適当な圧力変換器コ０３によって監視される 。抽出弁コ０ダを使って、フロトコ７雑音を検出する為の聴診方法を実施する時 、収縮過程の間、流体導管コ０コａ、コ０コｂ、コ０コｄを介してカフス−〇〇 の′ｍコｏｏａから空気を抽出する。

カフスの下流側の端でカフスコｏｏに重ねたマイクロホンコ１０＜第３ａ図乃至 第３ｃ図、第６図又は第７図の何れかの形式）が、フロトコ７雑音を検出して、 対応する電気出力信号を線コ１３を介してアナログ・ディジタル変換装置コｌダ に送る様になっている。アナログ・ディジタル変換装置コｌダのディジタル出力 が線コ／ｊを介してディジタル処理装置コ１６の入力に送られる。この処理装置 は信号に対する解析を行なって、真正のコロトコフ雑音信号及び圧力波前駆子を 人為効果及び雑音からよく分離する。処理装置コ１６はＭａＪ／’ｌを介してア ナログ・ディジタル変換装置コ／ｌＩに信号を送返して、そのタイミング機能を 含めた変換装置の動作を制御する。更に、処理装置−１６は、心室収縮率、心室 収縮期及び拡張期の血圧レベルを決定するに当って、残るデータに対して複数個 のデータ操作及び試験を行なう。

力７スコｏｏｃｒ＞ｙｍユ００ａを脹らませることの制御は、処理装置コ１６か らｌＩｉ！コ１ｇを介して行なわれる。

この処理装置が自動空気源−Ｏｌを制御して、この源を選択的にオン又はオフに 転することが出来る様にする。更に１処理装置コ１６が前に第８図について説明 した様に、線コ１９からディジタル・アナ党グ変換器−一〇への電気人力により 、抽出弁−〇ダを制御する。

変換器−一〇が線ココｌを介して誤差接読点−ココにアナログ入力を送り、この 接続点が圧力変換器−０３から＠２１３を介して入力を受取る。

処理装置−１６はこういう制御を行なう為に必要な情報を空気源コＯ／及び抽出 弁コ０４１から受取る。この為に、圧力変換器−０３から線コλダを介して、そ して諒差接続点コココからＩｉｉコλ３を介してアナログ・ディジタル変換装置 ｉ１！／ダヘ、そしてその後、線コ／３を介して処理装置が電気情報を受取る。

この制御の結果、カフスコθＯの圧力には直線的な勾配が発生される。

ディジタル・アナｐグ変換器ココ０が、カフスコＯＯの所望の圧力を表わす処理 装置コ１６からの信号を誤差接続点−ココに送る。カフス圧力が所望の圧力より 高ければ、誤差接続点から線コ＝６を介して抽出弁コ０ＩＩに送られる出力によ り、抽出弁が空気を放出し、カフス圧力を傾斜信号と一致させる。

誤差接続点コココから線ココｊＫ出る電気出力は（第８図の圧力パルス信号ｌコ コに対応する）前駆子圧力パルス信号である。

この発明では、ディジタル処理装Ｆ１ｔコ１６け、アナログ・ディジタル変換装 置コｌダから受取ったコロトコフ雑音信号及び圧力パルス前駆子に対する解析を 行なうだけでなく、全体的な装置の始動、及び測定過程を進行させる様な装置の 条件づけに関連するその他の制御機能をも遂行する。こういう条件づけ及び制御 動作としては、患者の腕に巻いたカフス２００を脹らませることの制御、開始圧 力がコロトコフ雑音信号が初めて現われる圧力より高くなる様に、十分高いレベ ルまで確実に脹らませること等により、カフスを脹らませることが、他のデータ を得ることが出来る様にする適正なレベルに達したと−う判定脹らましすぎの防 止、収縮の開始と制御、及び血圧及び心室収縮率の所要の全ての決定を下すのに 十分な情報が得られた後、カフスに残る圧力を放出することが含まれる。このカ フス圧力の放出により、測定過程を完了するのに必要な時間以上に１患者の上腕 の動脈を長期間閉塞することが最小限に抑えられる。これは患者が連続的に監視 されていて、測定を頻繁に繰返す場合、特に重要である。

処理装置コ／４Ｆｉｒ開始」押ボタン、所望の開始圧力を設定する制御装置、自 動タイマ、自動様式及び手動様式の選択の様な複数個の外部制御装置コ３０をも 含んでいる。処理装置コ１６は線コ３１を介して随意選択の表示装ＷｔコＪコに 情報を供給することも出来る。

制御装置コ３０及び表示装置コ３コは普通の設計のものであってよ−。

第２３図は全体的な心圧計解析装置、特にディジタル処理装置−１６が行なう機 能を詳Ｌ〈示すプルツク図である。

カフス・マイクロホンコ１０が線コ／Ｊを介してアナログ・ディジタル変換装置 −／ダに電気情報を送り、圧力変換器−０３が線ココダを介して変換装置コ／参 にカフス圧力情報を送る。前に第２２図について述べた様に１アナ四グ・ディジ タル変換装置コ／４１はｌＩＪココ５を介して前駆パルス波形信号をも受取る。

これに対して、アナログ・ディジタル変換装置コ／４１が時分割形式で、ディジ タル処理装置コ１４に対して線コ１５を介してディジタル化した情報を供給する 。この発明では、ディジタル処理装置コ／６は下記の動作を行なう。

ｉｌ＋開始及び終了を含めた脹らませの制御。

（２）開始、終了及びカフス圧力の放出を含めた収縮の制御０ （３）コ四トコ７信号スペクトルを得る為のマイク四ホン信号の波形解析。

（４）前駆子パルス圧力波形の波形解析。

（５）データの貯蔵。

（６）コロトコフ雑音信号及び前駆子パルス波信号に人為効果があるかどうかの 検査。

（７）パルス波の振幅の輪郭の計算。

（８）パルス波の振幅の輪郭によって表わされる平滑したデータに於けるピーク 及びピークの手分の振幅の場所の決定。

（９）心室収縮率の計算。

ａ１コｐトコ７雑音信号の閾値の計算。

ａυコロトコフ雑音信号データの補間によって、心室収縮期及び拡張期の血圧を 計算すること。

ディジタル処理装置−７６は、前述の機能を遂行する際、測定過程を達成する為 に複数個の出力を発生する。心室収縮期及び拡張期の血圧出力が夫々線コ３ｊ。

１３ＡＫ発生され、平均前駆子パルス周期から計算した心室収縮率が線コＪりの 出力として発生される。

ディジタル処理装置コ／６が、コｌ１ｌ）コア雑音信号又は前駆子波形にある人 為効果又は雑音が多過ぎて、測定過程が信頼性がないと判定した場合、「人為効 果」状態が存在することを表わす出力がｔｉＡコ、３ｔに発生され、この測定過 程は除外する。同様に、コロトコフ雑音信号データの振幅が測定過程に適切な信 頼性を持たせるには小さすぎる場合、「低信号」状態を表わす出力がｌｌｌコＪ デに発生され、やはり測定過程は除外する。

こうして８圧計装置全体は、データが信頼出来ると判定された時には、何時でも 血圧及び心室収縮率を表わす正確な出力を発生するが、データが信頼出来ないと 考えられる時は、誤解を招く出力を発生しない。後者の場合、この装置が測定過 程を除外することＫより、普通はオペレータにどういう性質の問題があるかが知 らされ、信頼性のあるデータが得られるまで、この過程を繰返すことが出来る。

第２４図には、入って来る前駆子血圧パルス信号に対して波形解析を行なう装置 が示されている。勿論、第２４図に示す装置はハードウェアで行なってもソフト ウェアで行なってもよく、この装置の種々の機能を実施する為にはプログラムさ れたマイクロプロセッサが好ましい。

パルス信号ニーＳが線コクＯを介して正勾配検出器２Ｑ／に送られる。この検出 器は、・パルス信号波形が正の立上りにある時を決定する。勾配検出器コクｌか ら線コクコに出る出力が第１のベースライン（第１４図の点Ａ）を保持する装置 コクＪに送られる。ベースライン装置は線コクダを介してパルス信号自体をも受 取る。正勾配検出器コクｌの出力が線コク３を介して最大勾配検出器コ４６にも 送られる。この検出器は線コ４７の入力としてパルス信号ニ２３をも受取る。検 出器＝ダ６が、前駆パルス波形の正の立上り上の最も急峻な勾配である第１４図 の点Ｃを突止める。最大勾配検出器コク６が、最も急峻な勾配の点より６４ｍ鵬 前０新しいベースライン（第１４図の点Ｄ）を決定する装置コクヲに線コクｇを 介して入力を送る。

第１のベースラインの決定によって得られた電気出力が線コ３０を介して閾値検 出器コＳ／に送られる。

この検出器は第１４図の点Ａの第１のベースライン信号と線コＳコを介して監視 されるパルス信号の振幅との間の差を決定する。閾値試験が第１４図の点ＢＫ、 示されており、これはパルス信号を真正と確認する為に、パルス信号を受理する か不受理にするかを決める判断基準の１つである。

パルス信号が線コ３３を介してピーク検出器２４ＩＩＩにも送られる。この検出 器は第１４図の点Ｆの場所を決定し、制御装置コ３６に対してＩｉＩコ３３を介 して入力を供給し、コロトコフ雑音信号及び圧力パルス信号の両方に対し、記憶 装置を逆に約２５０ｍ５走査させる。

制御装置λＳ６け線コＳ７を介して閾値検出器コ３７から送られて来る出力によ って付能される。

パルス振幅装置コｊ−＆が線コ３９から受取ったパルス信号波形と＃Ｉコロ３の 第２のベースライン基準との間の差を測定すると共に、絶えず更新されて最大の 読みを発生し１こうして第１４図の点Ｅに於ける波形の振幅の大きさを決定する 。パルス振幅装置の出力が線コロ０を介してデータ貯蔵装置コロ１の入力に供給 される。勿論、データ貯蔵装置コロ１け走査制御装置コ３６によって線コロ−を 介して走査される。

第２５図について更に詳しく説明すると、この図には圧力カフスを脹らませる圧 送段階に直ぐ続く収縮過程の間、信号の波形解析を行なう装置のブロック図が示 されている。

第２５図には、パルス波形解析装置コクコが、前に説明した第２４図に示す装置 に関連して更に詳Ｌ〈示されている。パルス信号、２コ５が第２２図の誤差接続 点−ココの出力の差信号として得られる。この接続点け、夫々線−−ｌ、−−Ｊ を介して、ディジタル・アナログ変換器−一〇からの収縮用傾斜及び圧力変換器 ２０３からの電気出力を電気人力として受取る。

パルス信号ココよけ、パルス波形解析装置−６３に送られる他に、記憶装置コロ ４にも送られる。この記憶装置は先入れ先出し記憶装置であって、約２５０ｍ５ の間のパルス波形を貯蔵する。同様に、コロトコフ感知装置＝／−からの電気出 力が線コクダを介して負勾配検出器コ＆Ａ；ＶＣ送られる。この点、勾配検出器 は波形の電気的な極性に応じて、負でも正でもよいことを承知されたい。

勾配検出器コロ５の出力が線コロ６を介して記憶装置コ６りに送られる。この記 憶装置はコロトコフ雑音信号スペクトルを貯蔵するもので、やはり先入れ先出し 記憶装置であり、この為最俵の２５０ｍ５の情報だけが貯蔵される。この情報は 絶えず更新される。

この発明の現在好ましいと考えられる実施例では、コロトコフ雑音信号は大体２ ミリ秒毎に１回の標本化速度で貯蔵されるが、パルス波信号は大体８ミリ秒毎に １回貯蔵される。

振幅及び位相（位相比信号Ｘ／Ｙ）の貯蔵データを走査する制御装置コロｇは、 パルス波形解析装置−クコから線コククを介して制御されることにより、夫々線 −７５，−７６を介して記憶装置コ６り、コロ４に貯蔵されたデータを走査する 。走査制御装置コロｇは振幅及び位相情報をＩｍコロｑを介して貯蔵装置コクＯ に供給する。貯蔵装置コクＯは線コア３を介してパルス波形解析装置＝７−から の情報を受取ると共に、線コクｌを介して圧力変換器−０３からの信号も受取る 。こうして、コロトコフ雑音信号の勾配の振幅、パルス信号の振幅、位相比信号 、パルス信号の周期及びカフス圧力が、ディジタル処理装置によって後で解析す る為に貯蔵される。

第２６図は、第２４図及び第２５図の装置によって行なわれる波形解析及び処理 の結果として得られた、カフス圧力領域及び時間領域のパルス波形の振幅及びコ ロトコフ雑音信号の振幅（勾配の振幅）を表わすグラフである。第２６図はパル ス波の振幅とコロトコフ雑音信号の振幅の間の関係を示すと共に、コロトコフ雑 音信号の発生時とパルス振幅の輪郭上でのピークの手分の振幅の点とが大体対応 することをグラフで示している。更に第２６図は、コロトコフ雑音信号及びパル ス波の振幅が時間領域及びカフス圧力領域で同じ様に変化し、殆んど同期して発 生することを例示している０ 第２６図は血圧を測定する動揺計測法の精度の証明の様に見えるかも知れないが 、パルス振幅の輪郭上のピークの手分の振幅を持つ点を用いた動揺計測法は、心 室収縮期及び拡張期の血圧を決定する際、精々近似にすぎないことを理解された い。この点、個々の点の測定値は大幅に変わることがあり、データの散乱がかな 沙大きいので、血圧を決定する為にこの発明で用いる聴診方法の方が、正Ｓな測 定をする点で終始一貫して一層信頼性があることは明らかである。

第２７図はディジタル処理装置による脹らませ及び収縮の始動過程を示すフロー チャートである。

工程３０／で、装置の電力をオンに転じ、次の工程Ｊ０コが表示装置を破算し、 「準備完了」灯を点じて、装置が測定サイクルを開始する用意が出来たことをオ ペレータに知らせる。工程ＪＯＪが、開始ボタン（図に示してない）を作動した 時に発生される「開始」信号の有無を検査する。「開始」信号が最終的に入るま で、この過程はそれ以上進行しない。「開始」信号を受取ると、自動空気ポンプ がディジタル処理装置の制御の下に工程３θダで始動し、患者の腕に巻いたカフ スを脹らませる。典型的には、「脹らませ」灯を付勢持表昭５９−５０１８９５ 　（２２） して、行なわれている測定過程の特定の段階をオペレータに知らせる。

脹らませ過程が工程ＪＯ’ｌで開始された後、工程３０Ｓで、開始圧力選択スイ ッチによって設定された圧力まで加圧力フスを脹らませることが続けられる。選 ばれる値は典型的な値は１５０．２００，２５０又は３００ｗＫｇである。工程 ３０６で、脹らませる為の圧力が加ばれた開始圧力に達したかどうかを質問する 。答がノーであれば、１５秒が経過したかどうかをＪＯりで質問し、経過してな ければ、３０４で脹らませの為の圧力を再び試験し１１５秒が経過するか、或い は脹らませる為の圧力が実際に所定の圧力レベルに達するまで行なう。

脹らませる圧力が十分なレベルに達する前ｉ１５秒が経過すれば、質問３０りに 対する答えはイエスであり、脹らませる上で何等かの問題があることを表わす。

この為、装置は工程３０ｇに進み、と−でポンプを停止し、カフスから空気圧力 を放出して測定過程を中止する。装置は工程ＪＯコの「準備完了」状態に戻り、 新しい測定サイクルを開始する。

質問ＪＯ４に対する答がイエスであって、予め選ばれた脹らませる為の圧力が１ ５秒未満の内に達していることを表わす場合、工程、３０９でポンプをオフに転 する。その後装置は、ポンプをオフに転じてから工程３１０で３秒間待つ。３秒 間け、ポンプが惰走して停止し、過渡状態が減衰するのに十分な時間であるが、 この後、工程Ｊ／／で再び圧力を測定して、かなりの圧力降下があったかどうか を決定する。

質問３／／に対する答がイエスであれば、工程３１コで、これが圧力降下があっ た最初であるかどうかを質問する。その答がイエスであれば、ポンプを工程Ｊ／ ３で再び始動させ、脹らませる為の所望の圧力まで再び圧送する。この様に再び 圧送する必要は、例えばカフスの膨張層に大量の空気が圧送されて−で、この為 圧送過程の間に空気が加熱され、その後冷却して、圧力降下を招く様な太い腕の 場合に起り得る。こういう場合、少量の圧送を再び行なうのが普通である。

質問３１コに対する答が否定であって、脹らませるサイクルに何等かの問題があ ることを示す場合、工程３１ダを開始してポンプを停止し、カフスの空気圧力を 放出し、装置を工程３０コの「準備完了」状態に戻す。これは実質的には漏れ検 出サブルーチンである。

工程３７／で圧力降下が検出されなければ、工程３／！が収縮過程を開始させ、 最初の３秒でコロトコフ信号が検出されたかどうかを、Ｊｌ＆で質問する。質問 ３／６に対する答がノーであれば、装置は工程Ｊ／７に進み、収縮過程を続ける 。他方、質問３７６に対する答がイエスであれば、検出されたコロトコフ信号が 最初に検出された信号であるかどうかをＪｌｌで質問する。これ＃第１のコロト コフ信号であれば、装置は工程３１４に戻り、第２のコロトコフ信号を待つ。最 初の３秒以内に第２のコロトコフ信号があれば、質問Ｊｅｔに対する答はノーで あり、装置は工程Ｊ／　９に進み、膨張させる為の圧力が、この装置で許される 最大の脹らませる為の圧力である３００ｗＨｇに等しいかどうかを質問する。質 問Ｊ／９に対する答がイエスであれば、工程３１りで収縮を続ける。

脹らませる為の圧力が３００ｔｌｌＨｇより低い場合、３００ｍ　Ｈｇ試験が初 めて行なわれたかどうかを３−〇で質問する。最初であれば、工程３コｌで脹ら ませ圧力記憶装置に５０−Ｈｇを加え、工程Ｊ／、７でポンプを再開し、装置は 脹らませ圧力に達したかどうかを判定する為に工程ＪＯ４に戻る。

工程３コＯで判定して、Ｊ／９の試験が２回以上行なわれ、それより前に５０１ １１１１（Ｈの補助的な圧送があったことを示す場合、再び工程Ｊ／ＩＩを開始 してポンプを停止し、カフスの空気圧力を放出し、新しい測定サイクルの為に装 置を工程３０コに戻す。

第２８図はディジタル処理装置によって行なわれる収縮制御過程を詳しく示すフ ローチャートである。工程３１５で、前に述ぺた収縮過程が行なわれ、勿論、最 初の３秒内で起るコロトコフ雑音信号が工程３１４で監視される。コロトコフ雑 音信号が最初の３秒内に検出されると、その後の工程３−３は、カフスを更に高 ｒ圧力にするか或いは放出するかを決定する、第２７図の手順を簡略したもので ある。

質問３ｉｔに対する答が否定であって、収縮過程を開始してから最初の３秒内に コロトコフ信号が現われなかったことを示す場合、腕の充血を招く上腕の動脈の 長期間の閉塞から患者を保護する為に、４分の時限を越えなかったかどうかを工 程３コロで質問する。

４分の時限試験は、長い測定サイクルの過度の閉塞から患者を連続的に保護する 為に、複数個のサブルーチンで繰返し行なわれることが工程３コロから判る。

４分の時限を越えていれば、質問３−６に対する答はイエスであり、装置は工程 ３−７に進み、カフスの圧力を放出する。

工程３コロで４分の時限を越えていなければ、次の工程３コｇは装置が「保持」 様式にあるかどうかを質問する。これは、コロトコフ信号又は前駆予圧力波形の 何れかに雑音が検出された場合の様に、収縮過程は停止したが、カフス圧力を放 出していないことを意味する。質問３１ｇに対する答がイエスであれば、工程３ ＝９が、装置か保持である間に依然として雑音があるかどうかを質問し１雑音が 存在すれば、工程ＪＪＯで１０秒の時限を決める。雑音に対する１０秒の時限を 越えれば、その後装置は工程Ｊコクに進み、そこでカフス圧力を放出する。雑音 に対する１０秒の時限を越えなければ、装置は工程３コロの４分の時限試験に循 環する。

「保持」の間、雑音が消滅し、この為、質問３コ９に対する答がノーであれば、 工程、７．７／で、カフスの実際の圧力を「保持」様式に入った点に於ける圧力 と比較する。圧力が何等かの理由でこの点よりも下がっていれば、装置は工程３ Ｊ−で再び圧送して圧力を補正し、工程３３３で収縮を再開し、工程３コ乙の４ 分の時限試験に戻る。

工程３３／の圧力試験が良であれば、装置は直接的に工程３３３に進み、収縮を 再開する。工程ＪコＳて、装置が「保持」様式にないと判ると、雑音があるかど うかが３３４１で質問され、あれば、工程３３Ｓで装置は収縮保持様式に入り、 ループの中心である４分の時限試験３コロに戻る。

工程３３ダで雑音がないと決定されると、圧力が開始圧送圧力の手分であるかど うかが３３６で質問される。圧力がこの基準レベルより下がっていなければ、装 置は工程３コ乙に再び戻って、ループを繰返す。他方、圧力がこのレベルより下 がっていれば、工程３３りが５個のコロトコフ信号が検出されたかどうかを質問 する。答がノーであれば、圧力が最初の圧送圧力の１４より低くなったかどうか を３３ｇで質問する。圧力が最初の圧送圧力の１４より低くなっていなければ、 装置は工程３．２６に戻ってこのループを再び経由する。

他方、圧力が圧送圧力の１４より低くなっていれば、装置は工程３３９に進み、 と＼でカフス圧力を放出すると共に「低信号」を表示する。

質問３３りに対する答がイエスであれば、これまでの過程で観測されたパルスの ピーク振幅の手分よりも前駆パルスの振幅が小さいかどうかを３ダＯで質問する 。答がノーであれば、装置は工程３ダｌで別のパルスを探索する。別のパルスが 検出され−ば、工程、７４１コで３秒タイマをリセットし、工程Ｊコロを介して このループを繰返す。工程３ダ３で３秒内に別のパルスが検出されなければ、装 置は工程３ダダでこの過程の計算段階へ出て行く。まだ３秒が切れていなければ 、ループは工程Ｊコロを介して繰返される。

パルスの振幅が最大振幅のし、より小さく、質問３ダＯＫ対する答がイエスであ れば、３秒期間内にコロトコフ信号及び圧力波が検出されたかどうかが３１Ｉ！ ；で質問される。答がイエスであれば、工程３ダ６で３秒タイマをリセットし、 工程３コロを介してこのループを繰返す。質問３ダｌに対する答がノーであれば 、別のパルスだけを評価する場合について前に述べた様に、工程３ダ３で３秒の 時限が適用される。従って、装置が最大パルス振幅のｂより小さく、３秒以内に それ以上のコロトコフ信号及びそれと同時の圧力パルスが検出されなければ、装 置はこのルーチンから「計算」様式へ出て行く。

第２９図はディジタル処理装置による擬似コロトコフ信号の除去を示すフローチ ャートであり、これは計算過程の初めを表わす。ルーチンが３１０から始まり、 工程３３／で、最高のカフス圧力に対応するコロトコフ信号の記録を記憶装置内 で突止める。

工程３５コで、関連した前駆子パルス波形に対するコロトコフ信号の位相を検査 し、位相試験が不合格になれば、このコロトコフ信号は工程３ｓ３でそれ以上考 慮されない様に除去されるが、記憶装置からは除かれない。

コロトコフ信号の位相が良であれば、工程３Ｓダが記憶装置内に更に多くの信号 の記録があるかどうかを質問する。答がノーであれば、工程３Ｓ３でルーチンを 停止し、「低信号」を表示する。更に多くの信号があれば、工程３５６で次のコ ロ（コア信号（カフス圧力が低下する方向の）に検査が進も。この場合も位相試 験が工程３Ｌりで行なわれる。こΩ試験に不合格になると、この特定のコロトコ フ信号が工程３Ｓ３でそれ以上考慮されない様に除去される。位相試験に合格す れば、２つの良のコロトコフ信号があったかどうかが８１で質問きれる。答がノ ーであれば、装置は更に多くのコロトコフ信号があるかどうかを決定する為に、 工程Ｊ！ダに戻る。

質問３５ｇに対する答がイエスであれば、２つの良のコロトコフ信号が１５ｇｍ ）ｉｇ未満しか離れていないかどうかを工程Ｊｊ？で質問する。この質問に対す る答がイエスであれば、この後で心室収縮期の圧力を決定する為に、これらのコ ａ）フッ信号が圧力スベクトルの上端に受入れられる。コロトコフ信号が１５簡 Ｈｇヨり大きく離れていれば、一番上のフロトコ７信号は工程３６／で擬似信号 として排除され、装置は工程３３乙に戻って、次のコロトコフ信号に進も。位相 試験に合格Ｌ　、１５　ｍｓ＋）ｉｇ　未満しか離れていない２つのコロトコフ 信号が突止められるまで、この過程が続けられる。

受入れることの出来る１対のコロトコフ信号が突止められない場合、装置は工程 ３３ｑから工程Ｊ！ｒ！ＩＩＣ移り、ルーチンを終って、「低信号」を表示する 。

一旦工程３ｊデの試験が成功で終ると、装置は工程３６θに移り、これが第３０ 図に示す様に、圧力スベクトルの心室拡張期側又は低圧側の端に対し、第２９図 に示す過程を繰返す。

第３０図に示す様に、スペクトルの心室拡張期側の端で１５簡Ｈｇ未ｉＷしか離 れていない受入れることの出来る１対のコロトコフ雑音信号を突止める過程は、 心室収縮期側の過程と事実上同一であるが、カフス圧力を減少する向きではなく カフス圧力を増加する向きに探索が行なわれること、及び位相試験に異なる閾値 を使う点が異なる。この点、第３０図の工程３５コａ乃至ＪＡ／ａは第２９図の 工程３Ｓコ乃至３ｉ、ｉｒ対応するものであり、工程ＪＡ／　ａが、２つのコロ トコフ信号が１５簡Ｈ，より大きく隔たる場合、一番下のコロトコフ信号（工程 ３６１の様に一番上ではなく）を除失する。圧力スベクトルの心室拡張期側の端 で受入れることの出来る１対のコロトコフ雑音信号がみつかると、ルーチンは工 程３６コから出て、更に計算が行なわれる。

第３１図は、第３２図乃至第３４図に示す様に、データを平滑して、パルス振幅 の輪郭を発生する為に、パルス振幅スペクトルの輪郭を引出す為のパルス振幅デ ータの操作過程を示すフレーチヤードである。

ルーチンは工程ダＯＯから開始し１工程ｑｏｉで圧力パルス・データの為に記憶 装置の貯蔵位置を破算し、工程ｌＩＯコに移って、ｌｓＩＩＨｇの圧力増分で、 カフス圧力に対応する位＠にパルス振幅を入れる。工程ダＯコは実質的に圧力領 域でのパルス振幅スペクトルに関する第３２図のグラフを発生するものであり、 横軸の分解能はＩＩＩｌｌＩＨｇの圧力である。

工程ダ０３で、第３２図の棒グラフが、隣合ったパルスの間の直線的な補間によ り、第３３図に示す連続的な曲ＭＫ変換される。

工程ダＯダで第３３図の輪郭が、横軸の８個の位置又は８襲Ｈｇにわたる平均を とることによって平滑され、工程１Ｉｏｚで平滑過程を繰返して、平滑作用を繰 返した後、第３４図に示すパルス振幅の輪郭を発生する。

工程４０６で第３４図に示したパルス振幅の輪郭に対するピーク及びピークの半 分の振幅が動揺計測法と同じ様に突止められ、ルーチンは工程ダＯりから出て行 く。

第３５図はディジタル処理装置による脈搏数の決定を示す７田−チャーＦである 。脈搏数決定ルーチンは工程ダｌＯから始まって工程ダ／／Ｖｃ移り、そこで前 に第３１図のルーチンによって決定されたピークの手分ノパルス振幅の間にある 全てのパルス周期を列記する０ 工程Ｑ／コで、このリストにある全ての周期を加算し、工程４１１３で、和をリ ストの項目の数で除して、予備的な平均をめる。工程ダｌダで、リストを上から 走査し、リスト内の各々の項目を工程ダ１３で計算した平均と比較する。工程ダ １５で、各々の項目は前に計算した平均の半分未満であるかどうかを決定する為 に試験される。非常に接近している２つのパルスがあれば、これは人為効果であ ると想定され、従って、質問ダ７．１の答がイエスであれば、工程ダ１６で、リ ストにある項目の数から１つのパルス周期を差し引く。

工程ｌＩ／りで判断して、更に多くの項目があれば、装置は工程ダ／Ｉで次の項 目に進み、工程ダｌ！でループに戻って、この後の項目を試験する。

質問ダｌＳに対する答がノーであって、検査された特定のパルス周期が予備的な 平均の半分より大きいことを示し、それ以上の項目がなければ、３つより多くの パルス周期項目が残っているかどうかをダｌ？で質問する。答がノーであれば、 工程ダ一〇で「低信号」の表示をする。

工程ダ１９の答がイエスであって、３つより多くのパルス周期項目がある場合、 装置は工程ダ一／に進み、ソコでパルス周期の和を残っている項目の新り一歌で 除して、補正したパルス周期の平均をめる。工程ｌＩココで、補正したパルス周 期の平均を数６０で除し１毎分脈搏数で表わした心室収縮率をめ、ルーチンは工 程ダコ３から出て行く。

第３６図はディジタル処理装置によるフｐトフフ信号閾値レベルの決定を示すフ ローチャートである。ルーチンは工程ダ３０から始まって工程１１３／ＩＩＣ移 り、そこで全てのコロトコフ信号の振幅を平均する。工程４１３コで、工程Ｑ、 ７／で計算した最初の平均に等しいか又はそれより大きい全てのコロトコフ信号 の振幅の平均をめる。工程ダ３Ｊで、第２の平均を数６で除して、心室収縮器及 び拡張器の血圧を決定するこの後の計算過程で使われるコロトコフ信号の閾値レ ベルを決定する。この後、ルーチンは工程ダ３ダから出て行く。

第３７図は第１９図乃至第２１図について前に説明し１且つ第３９図及び第４０ 図について更に詳しく説明する心室収縮期の血圧の決定を実施する際のディジタ ル処理装置による心室収縮期の血圧の決定を示すフローチャートである◇ 心室収縮期の血圧の決定ルーチンは工程１ｊ、ｔから始まって、工程ｌＩＪ＆に 進み、そこで最高のカフス圧力に対応するフロトコ７信号を記憶装置で再び突止 める。工程ダ３りが第３６図について前に説明した計算による閾値に対してこの コロトコフ信号を試験する。

コロトコフ信号が計算による閾値より小さければ、装置は工程ダＪｇＫ進み、そ の次に小さいコロトフフ雑音信号を調べ、再びこの信号を閾値に対して試験する 。

コロトコフ信号が計算による閾値より大きければ、このコロトコフ信号と同じ場 所にあるパルス周期を工の試験に合格すれば、装置は工程ダダＯで、閾値より高 いコロトコフ信号よりも記憶装置内で１つの記録位置だけ高い所にあるデータを 選んで、このコロトコフ信号の振幅に関係なく　（計算による閾値より高いか低 いかに関係なく）、この記憶位置にコｏ）コア信号が存在するかどうかをダ４１ １で質問する。こういうフ四トフフ雑音信号が存在すれば、装置は工程ダダコに 進み、この工程でこのコロトコフ信号の場所を心室収縮期の血圧（第１９図）と 同定し１ルーチンは工程ダ４ＣＪから出て行く。

質問ｌＩダ／に対する答がノーであって、記憶装置内の次に高い記録位置にコロ トコフ信号がないことを示す場合、フロトコ７信号がなかったこの記憶位置にあ るパルス波の記録の圧力に等しい限界を工程ダダダで発生する。こうする理由は 、心室収縮期の血圧が、この圧力限界と計算による閾値より高い最初のコロトコ フ信号との間にあると思われるからである。

工程ダダまで、装置ｉｔけ計算による閾値より高いコロトコフ信号を持つ、記憶 装置内の次に低い記録位置に移る。その後、工程４１ダ６で工程ダダＳのコロト コフ信号と隣接したコロトコフ信号の間の直線的な補間を実施して、カフス圧力 の軸線との交差点を突止める。

工程ダダ７てこの交差点を試験して、それが前に工程ｌＩｑダで決定された圧力 限界より高いか低いかを決定する。限界より高ければ、工程４／４１Ｉｆｆでこ の限界を心室収縮期の血圧と選定する。工程４ＩＩＩりの試験結果が否定であれ ば、カフス圧力の軸線との交差点を心室収縮期の血圧とみなす。

工程ダｑコに於ける心室収縮期の血圧の決定は、第１９図に示したグラフ表示の 過程に対応するものであわ、これに対して工程ダダｇ及びダ４＋９に示した心室 収縮期の血圧の決定は夫々第２１図及び第２０図に示したグラフに対応するもの である。

第３７図の工程ダ３９の試験結果が否定であって、閾値より高いコロトコフ信号 の場所にあるパルス周期が限界内になければ、工程ダＳＯで設定した圧力限界は このコロトコフ信号の場所に於ける圧力にパルス周期あたりの平均圧力降下を加 えたものである。その後、ルーチンは工程ｔＩダ６の補間過程に進み、前に述べ た様に心室収縮期の血圧が決定される。

第３８図はディジタル処理装置による心室拡張期の血圧の決定を示すフローチャ ートである。このルーチンは工程１Ｉ４０から始まって工程ｌＩ＆／に移り、そ こで最高のカフス圧力に対応する前駆子パルス波から始まって、記憶装置にある パルス波の記録を検査する。

これらのパルス圧力の振幅が相次いで検査され、各々のパルス振幅が順次工程４ １６コで試験されて、それが第３４図の曲線上にある動揺計測法によるパルスの ピークより高いか低いかを決定する。工程ダ６コの試験が否定で終り、パルスの 振幅がピークより高い場合、装置は工程１１４Ｊに移り、そこでカフス圧力が低 下する向きの次に低いパルス振幅の記録に移り、工程ダ６コでこの次のパルスの 振幅を試験する。これはパルスの振幅が最後にはピークの場所より低くなるまで 行なわれる。

ピークの振幅に対応する圧力の場所より低いパルス振幅が突止められると、質問 ダ６コに対する答が肯定になり、ルーチンは工程ダ６４に移り、そこで計算でめ たコロトコフ信号の閾値に等しいか又はそれより間する。答がイエスであれば、 工程ダ６３でこのコロトコフ信号の位相を検査する。コロトコフ信号の位相が満 足し得るものでなければ、装置は工程４６３に、戻り、次に低い圧力パルスに移 る。

工程ダ６３で位相が良であれば、工程ダ６６でフラグＡをセットしてから工程Ｉ ＩＡＪに移り、次に低い圧力パルスの場所を検査する。従って、検査している圧 力パルスの場所で計算による閾値に等しいか又はそれより大きなコロトコフ信号 に出合う度に、フラグＡがセットされ、この同じコロトコフ信号が工程ダ６３の 位相試験をも通過する。

工程ダＡｌｌで、計算による閾値より低いコロトコフ信号に出合うまで、装置は 圧力の下向きの走査を続ける。この後、工程ダ６りで、これが閾値より低い最初 のコロトコフ信号であるかどうかを質問する。これが、関連したパルス前駆子に 対応する記憶装置の場所にあるゼロの値を含めた、閾値より低い最初のコロトコ フ信号であれば、閾値より低いこの種の第２のコロトコフ信号に出合うまで、装 置は工程４＋６３に戻ることにより、再びこのループを通る。そうなった点で、 工程ダ６Ｓ￥ｉフラグＡがセットされているかどうかを質問する。これは事実上 、計算による閾値より低い１対のコロトコフ信号に出合う前に、圧が低下する際 、閾値より高く且つ許容し得る様な位相を持つコロトコフ信号が突止められたか どうかを質問することである。質問４６ｇに対する答がノーであれば、計算を止 め、工程ダ６デで「低信号」を表示する。

工程４ｃＡ＆の試験によって、フラグＡがセットされていると決定されると、工 程ダクＯにより、装置は圧力目盛上で１つの記録位置だけ上向きに次の圧力パル スに移る。工程ダクｌで、実際のコロトコフ信号が存在するかどうか、工程ダ７ θで決定された場所を試験する。この特定の場所にコロトコフ信号があれば、そ の特定の場所は工程ダクコで心室拡張期の血圧であると決定され、ルーチンは工 程４Ｌ７３から出て行く。

工程ダクＯで決定された記憶装置の記録位置にコロトコフ信号がなければ、装置 は工程ダク／から工程１Ｉ７４１に移って次に高い記録位置に移り、その後工程 ダク３に移り、工程ダクダで決定された位置にある圧力からパルス周期あたりの 平均圧力降下を差し引いた値として、心室拡張期の血圧の下限を計算する。その 後の工程１Ｉ７４乃至ダ７りは、心室収縮期の血圧を決定する為に第３７図につ いて前に説明した対応する工程４Ｉダ６乃至ｌｌＱ９と同じ補間過程を用いて、 心室拡張期の血圧を決定する。

第３９図は第３７図及び第３８図に示した計算ルーチンで心室収縮期及び拡張期 の血圧を決定する為に使われるフロトコ７信号補間過程を示すフレーチヤードで あり、第４０図は第３９図のコロトコフ信号補間過程を示すグラフである。

補間ルーチンは工程ダＳＯから始まって工程ｌｉｔ／に移る。これは、心室収縮 期及び拡張期ルーチンの内、カフス圧力Ｐｉで、計算による閾値より高い最初の コロトコフ信号Ｋｌを突止める工程である。次の工程ダｔコで、圧力ビークＰ２ で、装置内の次に低い（心室収縮期の場合）又は次に高い（心室拡張期の場合） 記録に対する探索が続けられる。各々の記録位置が工程ＩＩｇａて試験され、こ の位置にコロトコフ信号が存在するかどうかを判定し、コロトコフ信号が存在し なければ、コロトコフ信号を持つ位置がみつかるまで、ループは工程ダＳ−に戻 る。

工程ダｇＪでコロトコフ信号が突止められると、それが゛工程ダｇダで試験され 、２つの圧力Ｐ１及びＰ２が３１１１ＩＩＨｇより大きく離れているかどうかを 判定する。

圧力Ｐ１及びＰ２が接近しすぎていると、装置は工程ダｇコで新しいＰ２圧力の 値の探索を続ける。工程ダｇＩＩの圧力差試験を充たす様な位置が最終的にみつ かると、その位置にあるコロトコフ信号の振幅が、工程ダＳ３で決定された第３ ７図の振幅に２である。

工程ダｇ６が、振幅に１及びに２のピークの間に直線を引いて、カフス圧力の軸 線との補間を計算することにより、前に第３７図の工程ダダ６及び第３８図の工 程ダク６で述べたカフス圧力の軸線上の交差点を決定する。

信号対雑音比が大きく、フロトコ７雑音信号に重畳された血圧パルス及び腕全体 の膨張信号が実質的にないきれいなコロトコフ雑音信号を得られる様な第３ａ図 乃至第３ｃ図の撓み感知装置１０．３が重要である為、この発明を実施する為に は、第４１ａ図乃至第４３ｂ図に示す様な種々の新規で改良された縦方向撓み感 知装置を設計した。

第４１ａ図及び第４１ｂ図には、金属又は他のばね材料の幅の狭い条片ｊｔＯ／ で構成されていて、コロトコフ信号が発生する時に１上腕の動脈に流入する血液 の進行波に応答して、条片が曲がる際、変位が最大になる様な条片の中心で歪み ゲージＳクコを条片に取付けた撓み感知装置が示されている。歪みゲージＳクコ はその応答特性が指向性を持ち、この為、その応答は変換器の略長さ方向の曲け に対するものだけである。

第４２ａ図及び第４２ｂ図は、金属又は他の適当なばね材料の条片４０／を同じ く用いた撓み感知装置の別の実施例を示す。この条片の上には条片の中心で圧電 変換器６０コが取付けられている。圧電変換器６０コは典型的には比較的脆いか ら、ゴム等の適当な弾性パッド１．０３が変換器６０コの条片６０１の間に配置 されている。

第４３ｉ図及び第４３ｂ図は適当な撓み感知装置の更に別の実施例を示しており 、これは圧電変換器りＯコを金属又はその他の任意の適当な構造材料の２つの平 坦な部材り０！ｒａ　、７０！ｒｂの間のすき間７０ＩＩに取付けた弾性パツド ク０３によって支持している。部材りＯｊ　ａ　ｒ７０３ｂが組合さって比較的 細長い条片を形成する。希望によっては、条片の中心にあるすき間りＯダによっ て可撓性が得られるので、部材りＯＳａ。

ｑｏｓｂは弾力性でなくて比較的堅固であってもよい。

以上の説明から、データ処理の分野の当業者であれば、この発明の方法及び装置 １によって行なわれる多くの解析及び評価方式を実施する為に、ハードウェアで もソフトウェアでも、広範囲の計算機による計装を使うことが出来ることは明ら かである。例として云うと１この発明はカリフォルニア州のインテル・コーポレ ーションによって製造される８０８５型マイクｐプ冑セツサ装置に、テキサス州 のモスチク・コーポレーションから入手し得る様な２７１６型の３つのＥＦＲＯ Ｍ装置、８２５５Ａ型の２つの入出力ポート及び１個のＲＡＭ装置（１０２４Ｘ ８）を被動として用いて、この発明を実施することが出来る。この発明の装置の 機能を実行する為に、８０８５型及びその関連した周辺装置を動作させる為のソ フトウェアの命令は、便宜的に付録Ａとして添付する。

この発明の新規で改良された電子式心圧計装置は極めて正確で、信頼性があって 、使い易い。この装置は真正なコロトコフ雑音信号及び圧力パルス信号を人為効 果及び雑音信号から分離する精度が高く、データの信頼性がないことを表わす状 態があれば、その状態を素早く医療職員に知らせる。従って、この発明の装置は 人間の血圧及び心室収縮率を測定する手作業の方法の時間がかかること並びに誤 差を生じ易い点を最小限に抑え、こういう測定をしなければならない医ＩＩｓ員 の側に高度の熟練及び主観的な尋問知識を必要としないで済ます。

以上の説明から、この発明の特定の形式を図示し且つ説明したが、この発明の範 囲内で種々の変更が出来ることは云うまでもない。従って、この発明は特許請求 の範囲のみによって限定されることを承知されたい。

手爬辞甫ＪＥ書（方式） 昭和５９年８月２３日 特許庁長官　志　賀　学　殿 １、事件の表示 ＰＣＴ／ＵＳ　８２１０１４９１ 、発明の名称 電子式血圧計 ３、補正をする者 事件との関係　出願人 名　称　アイバック　コーポレイション５、補正命令の日付　昭和５９年８月２ 日６、補正の対象 （１）特許協力条約に基づく国際出願願書訳文■欄（２）明細書全文の浄書（但 し、内容についての変更はない）（３）委任状及び訳文 ７、補正の内容 別紙の通り ８、添付書類 （１）特許協力条約に基づく国際出願Ｎ書訳文　１通（２）浄書明細書　１通 国際調査報告

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）電子式心圧計に於て、電気信号として検出されたコロトコフ雑音を第１の源 から供給する手段と、電気信号として、関連したコロトコフ雑音前駆子を第２の 源から供給する手段とを有し、該コロトコフ雑音前駆子は各々その前駆子に関連 した個別のコロトコフ雑音信号のみに関係しており、更に、全ての前記電気信号 の波形を解析して予定の波形特性と同形であるかどうかを決定する解析手段を有 し、この為、真正のコロトコフ雑音を表わす波形を持つ電気信号が真正のコロト コフ雑音を表わさない電気信号から分離される様にした電子式心圧計。 ２）請求の範囲１）に記載した電子式心圧計に於て、前記解析手段が、前記前駆 子の波形の振幅を測定する手段を有する電子式心圧計。 ３）請求の範囲１）に記載した電子式心圧計に於て、前記解析手段が前記前駆子 の波形の勾配を測定する手段を含ｔｒ電子式心圧計０ ４）請求の範囲ｌ）に記載した電子式心圧計に於て、前記解析手段が前記コロト コフ波形の勾配を測定する手段を含む電子式心圧計。 ５）請求の範囲１）に記載した電子式心圧計に於て、前記解析手段が、関連した 前駆子の波形に対する各々のコロトコフ波形の位相を測定する手段を含む電子式 ６）請求の範ｆｉ２）Ｋ記載した電子式心圧計に於て、前記解析手段が振幅の所 定の閾値を越える前駆子の波形を排除する手段を含む電子式心圧計。 ７）請求の範囲３）に記載した電子式心圧計に於て、前記解析手段が勾配の所定 の閾値を越える前駆子の波形を排除する手段を含む電子式心圧計。 ８）Ｍ求の範囲４）に記載した電子式心圧計に於て、前記解析手段が所定の雑音 閾値より低い勾配の大きさを持つコロトコフ波形を排除する手段を含も電子式心 圧計。 ９）Ｍ求の範囲ｌ）に記載した電子式心圧計に於て、解析手段が関連した前駆子 の波形の立上り部分の間、最大の勾配の大きさを持つコロトコフ波形を突止める 手段を含む電子式心圧計。 １０）Ｍ求の範囲５）に記載した電子式心圧計に於て、前記測定する手段が、前 駆子波形のピーク振幅及びコロトコフ波形が発生する時点に於ける前駆子波形の 振幅の両方を測定する手段を含む電子式心圧計。 １１）　請求の範囲８）に記載した電子式心圧計に於て、解析手段が、相次ぐ前 駆子波形の間で、コロトコフ波形が起りそうにない期間中にのみ、前記雑音閾値 を決定する手段を含んでいる電子式心圧計。 １２）請求の範囲９）に記載した電子式心圧計に於て、解析手段が、前記前駆子 波形内の所定の位置が検出された時、予定の期間にわたって前記前駆子波形及び コロトコフ波形の両方を走査する手段を含む電子式心圧計。 １３）請求の範囲１０）に記載した電子式心圧計に於て、前記測定する手段が、 両方の振幅の比を決定する手段をも含んで−る電子式心圧計。 １’４）請求の範囲５）に記載した電子式心圧計に於て、所定の閾値限界の外側 の位相が測定されたコロトコフ波形を排除する手段を有する電子式心圧計。 １５）請求の範囲５）に記載した電子式心圧計に於て、前記測定する手段が、前 記前駆子波形のピークの発生時に対するコロトコフ波形の発生時を決定する手段 を含む電子式心圧計。 １６）請求の範囲５）に記載した電子式心圧計に於て、前記測定する手段が、前 駆子波形の立上り部分で勾配が最も急峻である点の発生時に対するコロトコフ波 形の発生時を決定する手段を含′ｂ電子式心圧計。 １７）請求の範囲１１）に記載した電子式心圧計に於て、雑音閾値の大きさが所 定の最大値を越えた場合、測定過程を中止する手段を含′ｂ電子式心圧計。 １８）コロトコフ雑音を検出する第１の手段と、該第１の手段とは独立にコロト コフ雑音前駆子波形を検出する第２の手段とを有し、各々の前駆子波形は該波形 に関連した個別のコロトコフ雑音のみに関係しており、更に、検出されたコロト コフ雑音並びに関連したフロトコ７雑音前駆波形を電気信号の２つの別々の流れ として供給する手段と、全てのコロトコフ雑音電気信号及び関連した前駆子波形 信号の波形を別々に解析して、全ての信号が予定の波形特性と同形であるかどう かを選択的に決定すると共に、コロトコフ雑音信号を前駆波形と相関させる解析 手段とを有しいこうして真正のコロトコフ雑音を表わす波形を持つ電気信号が真 正のコロトコフ雑音を表わさない電気信号から分離されると共に１真正のコロト コフ雑音前駆子を表わす波形を持つ電気信号が真正のコロトコフ雑音前駆子を表 わさない電気信号から分離される様Ｋした電子式心圧計。 １９）聴診血圧測定過程によって発生されたコロトコフ雑音並びＫそれに関連す るコロトコフ雑音前駆子波形を解析する電子式心圧計に於て、前記コロトコフ雑 音及び関連したコロトコフ雑音前駆子波形を別々の源からの別々の入力電気信号 として供給する第１の手段を有し、各々のコロトコフ雑音前駆子波形はこの前駆 子波形が関連した個別のコロトコフ雑音信号のみに関係していて、それと相関性 を持ち、更に１前記フロトコフ雑音を表わす全ての人力電気信号の波形を解析し て予定の波形特性と同形であるかどうかを選択的に決定する第２の手段と、前記 関連したコロトコフ雑音前駆子波形に関する全ての人力電気信号の波形を解析し て、それらが予定の波形特性と同形であるかどうかを選択的に決定する第３の手 段と、前記コロトコフ雑音及び前記関連したコロトコフ雑音前駆子波形に関連す る全ての入力電気信号の波形を解析すると共に相関させて、それらが互いに同形 であるかどうかを選択的に決定する第４の手段と、ｔＮＪ記第２の手段、第３の 手段及び第４の手段に応答して、真正のコロトコフ雑音及び真正のコロトコフ雑 音前駆子に対応する入力電気信号のみと相関性をもって選択的に出力電気信号を 発生する第５の手段とを有し、この為真正のコロトコフ雑音及び真正のコロトコ フ雑音前駆子を表わす入力電気信号が人為効果及び雑音信号から分離される様に し念電子式心圧計。 ２０）電気信号として検出されたコロトコフ雑音を第１の源から供給する手段と 、電気信号として、関連したコロトコフ雑音前駆子を第２の源から供給する手段 とを有し、各々のコロトコフ雑音前駆子は該前駆子に関連した個別のコロトコフ 雑音信号のみと関係を持ち、更に、全ての電気信号の波形を解析して、それらが 予定の波形特性と同形であるかどうかを判定する手段を有し、この為、真正のコ ロトコフ雑音及び真正のコロトコフ雑音前駆子を表わす波形を持つ電気信号が真 正のコロトコフ雑音及び関連したフロトコ７雑音前駆子を表わさない電気信号か ら分離される様にし、こうして心室収縮期及び拡張期の血圧を決定することが出 来る様にした電子式心圧計。 ２１）第１の源からのコロトコフ雑音及び第２の源からの関連したコロトコフ雑 音前駆子を別々の入力電気信号として供給する人力手段を有し、各々のコロトコ フ雑音前駆子は該前駆子が関連する個別のコロトコフ雑音信号のみと関係を持ち 、更に、前記コロトコフ雑音及び関連したコロトコフ雑音前駆子に関連する全て の入力電気信号を受取ってその波形を解析して、各々の個別の入力電気信号が予 定の波形特性と同形であるかどうかを選択的に決定すると共に、この様な同形の 有無、前記コロトコフ雑音に関係する入力電気信号の存在、並びに前記コロトコ フ雑音前駆子に関係する電気信号とのその相関性を表わす電気出力を発生する波 形解析手段と、該波形解析手段からの電気出力に応答して、真正のコロトコフ雑 音が発生したことを表わす入力電気信号だけを表わす出力電気信号を発生する出 力手段とを有する電子式心圧計。 ２２）コロトコフ雑音を表わす電気波形を第１の源から供給する手段と、当該前 駆子が関連する個別のコロトコフ雑音信号のみに夫々関連する様な、関連するコ ロトコフ雑音前駆子を表わす電気波形を第２の源から供給する第２の手段と、前 記コロトコフ雑音を表わす波形の部分の勾配の振幅を解析して、こういう波形の 勾配の大きさ並びにそれが発生したことを表わす出力を発生する第３の手段と、 前記関連したコロトコフ雑音前駆子を表わす波形の勾配及び振幅を決定する第４ の手段と、前記関連したコロトコフ雑音前駆子を表ゎす波形に対する前記コロト コフ雑音を表わす波形の位相を決定する第５の手段と、前記第３の手段、第４の 手段及び第５の手段による解析に応答して、真正のコロトコフ雑音が発生したこ とを表わす電気出力を発生する第６の手段と、該第６の手段の電気出力を解析し て血圧を決定する第７の手段とを有する電子式心圧計。 ２３）聴診血圧測定過程によって発生されたコロトコフ雑音並びに関連するコロ トコフ雑音前駆子を解析する電子式心圧計に於て、第１の源からのコロトコフ雑 音並びに第２の源からの関連したコロトコフ雑音前駆子を別々の入力電気信号と して供給する第１の手段を有し、各々のコロトコフ雑音前駆子は該前駆子が関連 する個別のコロトコフ雑音信号のみと関係を持ち、更に、関連したコロトコフ雑 音前駆子に関係する入力電気信号が存在するかどうか、前記第１の手段からの、 前記コロトコフ雑音に関係する入力電気信号を選択的に予備スクリーンして、真 正のコロトコフ事象が発生したことに対応する入力電気信号を表わす出力電気信 号を発生する第２の手段と、該第２の手段からの出力電気信号を解析して血圧を 決定する第３の手段とを有する電子式心圧計。 ２４）コロトコフ雑音を表わす電気波形を第１の源から供給すると共に関連した コロトコフ雑音前駆子を限定する血圧信号を表わす電気波形を第２の源から供給 する第１の手段を有し、各々のコロトコフ雑音前駆子は該前駆子が関連する個別 のコロトコフ雑音信号のみに関係を持ち、更に、前記コロトコフ雑音を表わす波 形の部分を選択的に解析する第２の手段と、関連したコロトコフ雑音前駆子を表 わす波形の部分を選択的に解析する第３の手段と、前記電気波形と所定の波形特 性の相関性によって特定されたコロトコフ雑音前駆子が存在することを選択的に 決定して、人為効果及び雑音信号から区別して、真正のコロトコフ事象だけを表 わす電気出力を発生する第４の手段とを有する電子式２５）検出されたコロトコ フ雑音及び関連するコロトコフ前駆子を電気信号に変換する手段と、全ての電気 信号の波形を解析して、それらが予定の波形特性と同形であるかどうかを決定し て、関連したコロトコフ前駆子の立上り勾配部分で各々のコロトコフ雑音を突止 める解析手段とを有Ｌ１こうして真正のコロトコフ雑音を表わす波形を持つ電気 信号が真正のコロトコフ雑音を表わさない電気信号から分離される様にした電子 式心圧計。 ２６）コロトコフ雑音を検出して該雑音を微分してコｏ）コツ雑音信号の流れを 作る第１の信号源手段と、該第１の手段とは独立であって、心臓サイクルの血圧 パルスをコロトコフ雑音前駆子波形として検出する第２の信号源手段とを有Ｌ１ 各々の前駆子波形は該前駆子が関連する個別のコロトコフ雑音信号のみと関係を 持ち、更に、前記コロトコフ雑音信号及び前記関連したコロトコフ雑音前駆子を 電気信号の２つの別々の流れとして供給する手段と、全ての前記コロトコフ雑音 電気信号の波形及び前記関連した前駆子波形を別々に解析して、各々の個別のコ ロトコフ雑音信号及び各々の個別の前駆子波形が予定の波形特性と同形であるか どうかを選択的に決定して各々の真正のコロトコフ雑音信号をそれに関連した前 駆子波形と相関させる解析手段とを有し、この為、真正のコロトコフ雑音を表わ す波形を持つ電気信号が真正のコロトコフ雑音を表わさない電気信号から分離さ れると共に、真正のコロトコフ雑音前駆子を表わす波形を持つ電気信号が真正の コロトコフ雑音前駆子を表わさない電気信号から分離される様にし、更に、前記 真正のコロトコフ雑音から血圧を決定する手段を有する電子式心圧計。 ２７）弾性材料の細長い基部条片と、該細長い条片の中心に取付けられていて該 条片並びに当該ゲージの縦軸線に沿った撓みを感知する様になっている歪みゲー ジとを有Ｌ１この為、前記縦軸線を被検体の上腕の動脈と平行にして変換器を取 付けることにより、前記動脈内のコロトコフ事象の発生に対する応答を高めたコ ロトコフ雑音変換器。 ２８）弾性材料の細長い基部条片と、該基部条片に取付けられた弾性パッドと、 前記細長い条片の中心に取付けられた前記弾性パッド上にあって、その縦軸線に 沿った前記条片、前記パッド及び変換器の撓みを感知する様になっている圧電変 換器とを有し、この為前記縦軸線を被検体の上腕の動脈と平行にして雑音変換器 を取付けることにより、前記動脈内のコロトコフ事象の発生に対する応答を高め たコロトコフ雑音変換器。 ２９）その間に中心のすき間を限定する相隔たる１対の要素を含む細長い基部条 片と、前記すき間に重なって前記基部条片の上に取付けられた弾性パッドと、前 記細長い条片の中心で前記パッドの上に取付けられ、前記条片、前記パッド及び 当該変換器の縦軸線に沿りた撓みを感知する様になっている圧電変換器とを有Ｌ １こうして前記縦軸線を被検体の上腕の動脈と平行Ｋして変換器を取付けること により、前記動脈内のコロトコフ事象の発生に対する応答を高めたコロトコフ雑 音変換器。 ３０）患者の上腕の動脈の周りで腕に取付けられる様になっていて、心圧計で使 われる形式の脹らませることの出来るカフスに於て、前記上腕の動脈に沿って下 流側でカフスの端に隣接する第１の変換器と、上腕の動脈の軸線に沿って小さな 距離だけ前記第１の変換器から隔たる第２の変換器とを有する脹らませることの 出来るカフス。 ３１）カフスを脹らませる手段と、カフスを収縮させる手段と、カフスを収縮さ せる間コロトコフ雑音が存　。 在するかどうかを監視する手段と、収縮を開始してからコロトコフ信号が早期に 検出されたことに応答して収縮を停止する手段とを有する電子式心圧計。 ３２）カフスを脹らませる手段と、カフスを収縮させる手段と、カフスを収縮さ せる間、雑音信号が存在するかどうかを監視する手段と、過度の雑音信号が検出 されたことに応答して、収縮を一時的に停止する手段とを有する電子式心圧計。 ３３）別々の源からの検出されたコロトコフ雑音及び血圧パルス前駆子を別々の 波形信号に変換し、全ての波形を解析して、前記圧力パルス波形信号と前記コロ トコフ波形信号の相関性を含めて、それらが予定の波形特性と同形であるかどう かを決定する工程を含み、こうして真正のコロトコフ雑音を表わす波形が真正の コロトコフ雑音を表わさな一波形から分離される様にした方法。 ３４）患者の腕に巻いたカフスを脹らませ、該カフスを収縮させ、収縮させる間 、コロトコフ信号が存在するかどうかを監視し１収縮を開始してから所定の期間 内に、予定数のコロトコフ信号が検出されたことに応答して前記カフスを一層高 一圧力まで脹らませる工程から成る血圧測定方法。 ３５）患者の腕に巻いたカフスを脹らませ、該カフスを収縮させ、収縮の間、雑 音信号が存在するかどうかを監視する工程から成る血圧測定方法。 ３６）コロトコフ雑音信号の前駆子となる血圧波形を表わすパルス流を発生し、 コロトコフ雑音信号を表わすパルス流を発生し、相次ぐ前駆子の間の選ばれた期 間中、前記コロトコフ信号が起こりそうＫない間だけ、前記コロトコフ信号に対 する雑音閾値を発生する工程から成る血圧測定方法。 ３７）血圧を決定する為にコロトコフパルスの流れを解析する方法に於て、コロ トコフ雑音信号を表わすパルス流を発生し、関連したコロトコフ雑音前駆子を表 わす対応するパルス流を発生し、血圧スペクトルの両端の何れかに隣接した最大 振幅閾値より高い第１の１対の隣接するコロトコフ信号を突止め、前記血圧スペ クトルの選ばれた１端の方向に前記１対のコロトコフ信号から遠ざかる向きに進 む時に出合った、前記閾値より低い最初のフロトコ７雑音信号を血圧の限界とし て設定する工程から成る方法。 ３８）血圧を決定する為にコロトコフパルスの流れを解析する方法に於て、血圧 領域でコロトコフ雑音信号を表わすパルス流を発生し１血圧領域で関連したコロ トコフ雑音前駆子を表わす対応するパルス流を発生し、血圧スペクトルの両端の 何れかに隣接して最低振幅閾値より大きい第１の１対の隣接するコロトコフ信号 を突止め、前記１対のコロトコフ信号の振幅を補間して、前記血圧スペクトルの 選ばれた１端の方向に於ける血圧の極限の値を決定し１該極限の値が前記１対の コロトコフ信号から、相次ぐ前駆子の間のパルス周期の間のパルス周期の間の平 均圧力変化以下しか離れてぃな一場合、前記極限の値を血圧の限界として設定す る工程から成る方法。 ３９）血圧を決定する為にコロトコフ・パルスの流れを解析する方法に於て、血 圧領域でコロトコフ雑音信号を表わすパルス流を発生し、血圧領域で関連したコ ロトコフ雑音前駆子を表わす対応するパルス流を発生り、ｌ１ｆｉ圧スペクトル の両端の何れかＫｌｉ接して最低振幅閾値より大きい第１の１対の隣接するコロ トコフ信号を突止め、該１対のコロトコフ信号の振幅を補間して、前記血圧スペ クトルの選ばれたｌ端の方向の血圧の極限の値を決定し、前記極限の値によって 生ずる圧力の値が前記１対のコロトコフ信号から、相次ぐ前駆子の間のパルス周 期あたりの平均圧力変化より大きく隔たる場合、前記圧力スベクトルの選ばれた １端に向って、前記平均圧力変化に等しい別の圧力だけ、前記１対のコロトコフ 信号を越えた値を血圧の限界として設定する工程から成る方法。 ４０）コロトコフ雑音波形を表わす信号を第１の源から電気入力として供給し、 関連したフロトフフ雑音前駆子波形を表わす信号を前記第１の源とは別個の第２ の源から電気入力として供給し、各々のコロトコフ雑音前駆子波形は該前駆子が 関連する個別のコロトコフ雑音信号波形のみに関係を持ち、前記コロトコフ雑音 を表わす信号の波形を解析し、関連したコロトコフ雑音前駆子に関係する信号の 波形を解析し、全ての信号の波形を解析して特定され念コロトコフ雑音前駆子が 存在すること並びに該前駆子がコロトコフ雑音と同形であることを選択的に決定 して、真正のコロトコフ雑音を表わす波形を真正のコロトコフ雑音を表わさない 波形から分離する工程から成る血圧測定方法。 ４１）脹らませることの出来るカフスと、該カフスを患者の腕に巻いて脹らませ た時、当該感知装置の縦軸線が患者の上腕の動脈と略平行になる様に、前記カフ スに配置された細長い撓み感知装置とを有Ｌ１こうして前記動脈内のフロトコフ 事象の発生に対する感度を高めたコロトフ７雑音測定装置。 浄書（内容（こ変更なし）