JPS61193644A - 血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は、カフを用いて血圧値を自動的に測定する血圧
測定装置に関するものであり、特に、被測定者の負荷テ
ストあるいはその他の身体的活動期間中においても、好
適に血圧を測定できるようにする記述に関するものであ
る。

従来技術 今日における主な医学上の一般的な問題のひとつは、異
常血圧に対する管理が困難であることである。実際、高
血圧は合衆国における疾病または死亡の主な原因であり
、また、断続的経口治療あるいは緊急静脈内薬物治療が
行われている現在でも、合衆国人口の５０％以上が高血
圧であるとみ゛られている。

異常血圧の管理においては、問題の有無を決定したりそ
の問題の緩和または調整のために血圧値をモニタしたり
する場合に、正確で信顛できる血圧測定器が望まれる。

特に、医者による診断に際しては、静止状態のみならず
、負荷テスト中などの運動中の患者の血圧を測定するこ
とが必要とされる。しかし、このような場合には、激し
くかつ頻繁な腕の運動によって、モーションアーチファ
クトとして知られるノイズ信号を多数生じることが避は
難い。

これに対し、上記のような運動テスト中での最高血圧と
最低血圧を測定する装置を供給しようとする試みが多数
為されてきた。上記モーションアーチファクトはコロト
コフ音と類似する場合があるため、周波数的に弁別する
ことが困難であり、モーションアーチファクトが検知さ
れた場合には入力信号が削除されるのが一般的である。

このような装置の一例としては、チャールズ・Ｓ・ライ
−バー等へ発行された合衆国特許第４，４０８゜６１４
号があげられる。ライ−バー等は、運動負荷テスト中に
使用でき、るようにされた血圧測定装置に含まれるコロ
トコフ音検出器からの出力信号からの誤った信号を検知
したり削除したりする自動血圧測定用コンピューター制
御技術を提供している。

発明が解決すべき問題点 しかしながら、上記のような既知のシステムは一般的に
、モーションアーチファクトの部分的削除を行うことに
よりある程度高められた精度をもたらすものであるが、
未だ充分な測定精度が得られなかった。すなわち、医師
の診断時に行われる血圧測定では、静止状態でも被測定
者が急に腕などを動かしたりする場合がある他、比較的
激しい運動テスト中における場合もあるが、このような
モーションアーチファクトの発生が激しい場合にそのモ
ーションアーチファクトが検出される毎に入力信号が削
除されると、血圧値を決定するための入力信号が充分に
得られない場合があるため、血圧測定が正確に或いは円
滑に実行され得ないことがある。したがって、このよう
な場合でも実用可能で高精度な血圧測定方法或いは装置
が強く求められているのである。

問題点を解決するための第１の手段 本発明者は以上の事情を背景として種々研究を重ねた結
果、カフの末梢側に発生する脈音とカフの基幹側に発生
する脈音との時間差、すなわち遅れ時間と、上記カフの
末梢側に発生する脈音の大きさとの積のカフ圧に対する
変化を見ると、最高血圧値および最低血圧値に対応した
部分において極めて急峻に変化する事実を見出した。本
発明は以上の知見に基づいて為されたものである。

すなわち、本発明の要旨とするところは、被測定者の身
体の一部をカフにて圧迫することにより該被測定者の血
圧値を測定する方法であって、（１）前記カフの末梢側
位置および基幹側位置の脈音を前記カフの圧力変化に伴
って検出する工程と、（２）前記カフの末梢側位置およ
び基幹側位置に生じる脈音間の遅れ時間を前記カフの圧
力変化に伴って測定する遅れ時間測定工程と、（３）前
記カフの圧力毎の前記カフの末梢側位置に生じる脈音の
大きさと前記脈音間の遅れ時間との積を求めることによ
り、その積とカフ圧との関係を求める演算工程と、（４
）その演算工程により求められた関係から前記被測定者
の血圧値を決定する血圧値決定工程と、を含むことにあ
る。

問題点を解決するための第２の手段 また、上記血圧測定方法を好適に実施するための装置の
要旨とするところは、被測定者の身体の一部をカフにて
圧迫することにより該被測定者の血圧値を測定する血圧
測定装置であって、（１）前記カフの末梢側および基幹
側に発生する脈音をそれぞれ検出する一対の末梢側音ト
ランスジューサおよび基幹側音トランスジューサと、（
２）前記基幹側音トランスジューサによって検出された
脈音と末梢側音トランスジューサによって検出された脈
音との遅れ時間を測定する遅れ時間測定手段と、（３）
前記末梢側音トランスジューサによって検出された脈音
の大きさと前記遅れ時間との積を求め、該積と前記カフ
の圧力との関係を求める演算手段と、（４）この演算手
段によって求められた関係から前記被測定者の血圧値を
決定する血圧決定手段とを、含むことにある。

作用および第１、第２発明の効果 このようにすれば、カフの末梢側に発生する脈音の大き
さだけでなく、この脈音の大きさとカフの末梢側および
基幹側に発生する脈音間の遅れ時間との積が求められる
とともに、この積とカフ圧との関係、すなわちこの関係
を示す血圧評価曲線が求められ、この関係に基づいて血
圧値が決定される。上記関係は最高血圧値および最低血
圧値に対応した位置において極めて急峻な変化を示すも
のであるので、少々のノイズが混入しても正確に最高血
圧値および／または最低血圧値が求められ得るのである
。

問題点を解決するための第３の手段 また、本発明の他の態様の要旨とするところは、被測定
者の身体の一部をカフにて圧迫することにより該被測定
者の血圧値を測定する血圧測定装置であって、（１）前
記カフの末梢側および基幹側に発生ずる脈音をそれぞれ
検出し、脈音信号を出力する一対の末梢側音トランスジ
ューサおよび基幹側音トランスジューサと、（２）前記
被測定者の心電誘導信号を採取する心電誘導装置と１．
（３）この心電誘導装置によって採取された心電誘導信
号に応答して所定の時間だけ前記脈音信号を通過させる
脈音ゲート手段と、（４）前記基幹側音トランスジュー
サによって検出された脈音と末梢側音トランスジューサ
によって検出された脈音との遅れ時間を測定する遅れ時
間測定手段と、（５）前記末梢側音トランスジューサに
よって検出された脈音の大きさと前　　　　　゛記遅れ
時間との積を求め、その積と前記カフの圧力との関係を
求める演算手段と、（６）この演算手段によって求めら
れた関係から前記被測定者の血圧値を決定する血圧決定
手段とを、含むことにある。

作用および第３発明の効果 このようにすれば、カフの末梢側に発生する脈音の大き
さとカフの末梢側および基幹側に発生する脈音間の遅れ
時間との積のカフ圧に対する変化、すなわち血圧評価曲
線が求められるとともに、この関係に基づいて血圧値が
決定されるので、前述の発明と同様の効果が得られる。

また、各脈音が心電誘導信号に応答する脈音ゲート手段
を通過させられるので、一層耐ノイズ性が高められる利
点がある。

ここで、前記心電誘導装置は、好適には、複数種類の心
電信号を検出するために該被測定者に取りつけられる複
数の電極を備え、該複数種類の心電信号の内から最適の
心電信号を選択する切り換え手段を含んで構成される。

たとえば、上記心電誘導装置は、前記複数種類の心電誘
導信号にそれぞれに存在するノイズ量を周期的に測定す
るとともに、ノイズ量が最も少ない心電誘導信号を選択
するように構成される。或いは、上記心電誘導装置は、
前記複数種類の心電誘導信号の有無をそれぞれ検出し、
ある心電誘導信号において信号が無い場合には他の心電
誘導信号を採用するように構成される。

実施例 第１図には、本発明が適用された血圧モニタ装置１０が
用いられる被測定者１２の負荷テストを図式化しである
。図に示すように、血圧モニタ装置１０には、被測定者
１２に貼り着けられる複数の心電用電極３２．３３．３
４．３６（第２図に示す）、と、被測定者１２の腕に巻
回されるカフ２２を有する電子ユニット２０とが含まれ
ている。

カフ２２は可撓性のエアチューブ２４を介して電子ユニ
ット２０内の電動空気ポンプ７１　（第３図）と接続さ
れ、これにより、コロトコフ音が生じる圧力を含む範囲
内でカフ２２が膨張させられたり収縮させられたりする
。負荷テストにおいて特徴的なことであるが、トレッド
ミル２６上を歩いている被測定者１２が腕を動かすこと
によって生じる、所謂「アーチファクトノイズ」は、コ
ロトコフ音と同様の周波数特性を備えているので、これ
が正確な血圧測定の障害となるのである。また、カフ２
２に内蔵されている２つの音トランスジューサ３８と４
０（第２図）は、脈音を電気信号に変換するのに利用さ
れている。その電気信号はここで図示されている電線２
８と３０を通して電子ユニット２０に供給されている。

第２図では、被測定者１２と血圧モニタ装置１０との連
結状態を表すために血圧モニタ装置１０の拡大図が描か
れている。心電用電極３２，３３゜３４．３６は導線１
４，１５，１６．１８によって電子ユニッｌ−２０に連
結されており、それら電極より３種類の心電誘導信号が
もたらされる。

後でより詳細に説明するように、電子ユニット２０は複
数種類の心電誘導信号の中から最適の誘導を取り出して
、トリガ信号として利用するのである。図中のカフ２２
内には、音トランスジューサ４０と３８とが示されてい
る。音トランスジューサ４０は、基幹側音トランスジュ
ーサと呼ばれ、カフ２２の基幹側端部において患者の胴
体近くに位置するものである。音トランスジューサ３８
は末梢側音トランスジューサと呼ばれ、カフ２２の末梢
側端部において患者の胴体から離れ、かつ前記音トラン
スジューサ４０よりも離れて位置するものである。電子
ユニット２０にはフロントパネル４２が含まれており、
このパネル４２上には経過時間や脈拍数、血圧測定間隔
などが表示される。

さらに、電子ユニット２０には、複数のスイッチがつい
ており、これによって様々な操作方式を選び出すことが
できる。

第３図は、血圧モニタ装置１０に備えられた回路の構成
を示すブロック線図である。図中の各要素の内、第１図
及び第２図で示されているものは同じ符号が付されてい
る。図から明らかなように、血圧モニタ装置１０では装
置の操作を制御するために、ＣＰＵ４４が使用されてい
る。このＣＰＵ４４は良く知られたＭＣ６８０００ＣＰ
Ｕであり、出力８メガヘルツのクロック４６と共に使用
される。インクラブドデコーダ４８とメモリデコーダ５
０は、ＣＰＵ４４と共働している。インクラブドデコー
ダ４８は、インタラブドデコーダ・ロジックとシステム
・リセット・ロジックを含んでいる。メモリデコーダ５
０は、ＣＰＵ４４によるアクセスに際して、メモリ中に
記憶された所望のデータをアドレス付けしたり、あるい
は所望のデータの一時記憶場所を指定したりするために
用いられる。

ＣＰＵ４４はリード・オンリー・メモリ（ＲＯＭ）５２
と、ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）の両方を使
用することができる。

本実施例では、リード・オンリー・メモリ５２とランダ
ム・アクセス・メモリ５４の両方に１２８にバイトの容
量が用意されている。リアル・タイム・クロック５８は
バス５６によってＣＰＵ４４に接続されている。そのリ
アル・タイム・クロック５８は、負荷テスト等の特殊な
テストが行われた実際時間や日付をその特殊なテストの
結果得られたデータとともにメモリ中に蓄積するために
利用される。バッテリ６０は、血圧モニタ装置１０に対
する電源供給が中断された場合にリアル・タイム・クロ
ック５８を繰り返しリセットする必要がないようにする
ために設けられたものである。

第２図に示されているように、電子ユニット２０のフロ
ントパネル４２には、表示器６２とＬＥＤ表示器、そし
て様々な操作方式を選択し得るスイッチ群６６が設けら
れている。さらに、トーンジェネレータ６８は、アラー
ム状態下では警告音を発するようになっている。

電動空気ポンプ７１とブリードバルブ（収縮制御弁また
は低速排気弁）７２及ダンプバルブ（急速排気弁）７４
を制御するポンプ・弁駆動回路７０は、カフ２２を膨張
させたり収縮させたりするのに利用される。ポンプ・弁
駆動回路７０は、たとえばキャノン精器■製のモデル１
ｋＦＮ３０−３４６６８のように、２個の電動空気ポン
プ７１とバルブ７２．７４を制御する。ブリードバルブ
７２とダンプバルブ７４によって、測定処理を素早く繰
り返さなければならない時、あるいは測定が完了した時
に、カフ２２がら空気をゆっくりとまたは急速に逃がす
ことができるようになっている。

圧カドランスジューサ７６と音トランスジューサ３８．
４０からの出力信号は、カフ２２内の血圧値を表示した
り音トランスジューサ３８．４０が検知した脈音の存在
を表したりするが、これら圧カドランスジューサ７６と
音トランスジューサ３８．４０からの出力はアナログ信
号調整回路やチャンネル変換ロジック、そしてアナログ
制御ロジックを含む多チャンネル・マルチプレクサ７８
へ供給される。マルチプレクサ７８の出力は、まずＡ／
Ｄ変換器８０中のサンプルのホールド回路へ供給し、そ
れからＡ／Ｄ変換器８０中の１２ビツトのＡ／Ｄ変換回
路に供給される。

電極３２．３３，３４．３６からの心電誘導信号８２、
あるいは外部からの心電誘導信号８２は、心電トリガ回
路８４に供給されている。心電トリガ回路８４は、本実
施例の心電誘導装置として機能するものであって、心電
誘導信号を増幅し且つ整形して心電トリガ信号を出力す
る心電計回路と、心電誘導信号に重畳する浮動誘導ノイ
ズを検知する浮動誘導検知回路と、最適な心電誘導信号
を選択して心電計回路に供給する選択切換回路とから成
っている。浮動誘導検知回路は、電極が被測定者１２か
ら外れた時に増える商用周波数、たとえば６０ヘルツの
ノイズに関連する浮動誘導ノイズを周期的に採り込むも
のである。選択切換回路では、複数種類の心電誘導の中
からトリガ信号を生じさせるのに最適の信号、すなわち
心電誘導信号に重畳する浮動誘導ノイズが充分に少なく
且つ心電誘導信号が充分に大きい一つの心電誘導を選び
出すように後述のＣＰＵ４４により切り換え状態が制御
され、一つの最適な心電誘導信号を心電計回路に供給し
てそれから心電トリガ信号を出力させる。これにより、
心電用電極３２，３３，３４゜３６の内の一つが外れて
もあるいは異常な量のノイズが特定の心電誘導上に存在
することになっても、血圧モニタ装置１０は動作を誤る
ことはない。

なお、上記ＣＰＵ４４は心電誘導信号の有無を検知する
機能を備えている。したがって、一つの心電誘導信号が
消失しても、ただちに他の心電誘導信号に基づく心電ト
リガ信号が出力されるように選択切換回路を作動させて
血圧測定が支障なく続行させられるのである。

リアル・タイム・クロック５８は、たとえば良く知られ
たＩＣであるＭＣ１４６８１８により構成されたもので
あって、血圧モニタ装置１０が連続的な血圧測定間の時
間間隔を正確に決定するために設けられている。また、
血圧モニタ装置１゜は、それからのデータが他の装置に
伝送され得るよう設けられた数個の出力信号ボートをも
含んでいる。これら出力信号ボートの中にＲ３−２３２
ボート８８があるが、このポート８８は、ＭＣ６８５０
非同期型通信用インタフェース・アダプタやボーレート
・ジェネレータ、そして種々のライントライバやレシー
バを備えている。この装置内のボーレートは５ｏボー乃
至１９２００ボーまでのスイッチ選択が可能であり、ま
たこのボーレートによって血圧モニタ装置１ｏがらのデ
ータが同様のボートを通して別の装置内へシリアル伝送
されるようになっている。また、ＩＥＥＥ−４８８標準
コネクタを備えている汎用インタフェース回路、すなわ
ち４８８ポート９０が、血圧モニタ装置１０が他の付加
装置と通信するために設けられている。そして、プリン
タを接続するためのプリンタポート９２が、血圧モニタ
装置１ｏがら得られた血圧測定のデータのハードコピー
を得るためプリンタに連結されるように設けられている
。

第４図Ａには、カフ圧に対する脈音の大きさを示すグラ
フが描かれている。末梢側の音トランスジューサ３８に
おいて検知された脈音の大きさく振幅）は、カフ２２が
ら空気が逃がされるのに伴って増大する。末梢側音トラ
ンスジューサ３８において感知された脈音が聞き取れる
ようになるポイントは一般的に最高血圧と呼ばれている
。カフ圧が第４図Ａのグラフの右から左へ徐々に減少す
るに従ってカフ２２の末梢側端部の脈音の大きさは最低
血圧として知られるポイントで急速に減少する。多くの
従来の血圧モニタ装置は、上記の現象に着目して最高血
圧と最低血圧を発見するのに末梢側端部の脈音を利用し
ている。その方法とは、末梢側端部の脈音の大きさがま
ず予め設定された判断基準値を超えるポイントと、その
後末梢側端部の脈音の大きさが予め設定された判断基準
値を下回るポイントとの、２つのポイントを決定するも
のである。しかし、第４図Ａに示す数値は被測定者が安
静な状態にある理想的なものなのであるが、実際の血圧
測定時にアーチファクトノイズ　。

（体動ノイズ）が存在すると、前記２つのポイントを位
置づけることが困難となり、誤測定を招くことになる。

第４図Ｂには、基幹側音トランスジューサ４゜において
検知された脈音と、その同じ脈が末梢側音トランスジュ
ーサ３日に達した時に生じた音との間の遅れ時間をカフ
圧に対して表したグラフが描かれている。このグラフに
見られるように、高いカフ圧のもとでは脈音が基幹側音
トランスジューサ４０によって感知されたのと実質的に
は同じ時間に発生する、小さな振幅の末梢側端部脈音が
存在する。概して最高血圧と決定されたポイントにおけ
る、基幹側音トランスジューサ４ｏで感知された脈と末
梢側音トランスジューサ３８で感知された同じ脈との間
の脈通過時間（音の発生時間差）すなわち遅れ時間は、
急に長くなる。その後、カフ圧が減少し続けるのにつれ
て、基幹側音トランスジューサ４０で脈が感知される瞬
間と末梢側音トランスジューサ３８で脈が感知される瞬
間との間の遅れ時間は、通常、遅れ時間の減少率が少し
変化する点に向かって直線的に減少する。その点は略最
低血圧に一致する。したがって、上記現象に着目して血
圧を測定することもできるが、第４図Ｂで描かれている
グラフは被測定者の安静時におけるものであるので、ア
ーチファクトノイズが多く存在する場合には、最高血圧
と最低血圧を正確に決定するためにこの方法を利用する
ことが大変困難になる。

第４図Ｃには、本実施例の血圧モニタ装置１゜によって
利用される新規な血圧値評価曲線のグラフが描かれてい
る。第４図Ｃのグラフは、第４図Ａ中の脈音の大きさに
第４図Ｂ中の脈の通過遅れ時間の値を乗じることによっ
て得られる。これら２つの測定を結合した結果、最高血
圧および最低血圧を示すポイントにおいて非常に判別し
易い急峻な変化を含む血圧評価曲線となる。この評価曲
線を利用することによって、血圧モニタ装置１０の測定
精度が増し、最高血圧と最低血圧が上記評価曲線に従っ
て基本的に正確に決定され得るのである。

しかし、特に運動中の血圧値を測定しようとする場合に
は上記評価曲線にノイズが混入するので、一層信頼性を
高めるために種々の対策が付は加えられる。たとえば、
第４図りは第４図Ｃで描かれたものと同じ血圧値評価曲
線であるが、第１図に示すような運動中のものであるの
で、そのグラフ中には大きな人工的なエラーが存在する
。図から明らかなように、最高血圧と最低血圧とをそれ
ぞれ示す変化点を評価することが幾分困難であるので、
第４図りのグラフのものと同じ曲線を利用して激しい運
動中における最高血圧と最低血圧とをそれぞれ示す変化
点を好適に決定する場合には、前述の心電誘導信号を用
いて時間的なゲートを設けることによりノイズを除去す
るゲート手段や、アーチファクトノイズに因るであろう
エラーを除去するためのフィルタ処理或いは分析処理が
好適に用いられる。

第４図りのグラフの分析は、ＣＰＵ４４　（第３図参照
）によってグラフ中の数値を計算して行われるものであ
る。本実施例では、第４図りに示すグラフ上の各カフ圧
毎にメディアンフィルタと称されるフィルタ処理が施さ
れている。メディアンフィルタ処理は、いくつかの連続
する点（本実施例ではカフ２２の末梢側に発生する脈音
の大きさと、カフ２２の基幹側脈音および末梢側脈音の
遅れ時間との積）において、ある点を中心とする３点あ
るいは５点のデータのうち中間の大きさのデータ、すな
わち中間値をその点のデータとして置換するものである
。本実施例では５つのデータポイントが使用されている
。このメディアンフィルタ処理によれば、基本的な変化
に先立って起こる、一時的な変化は大きさに拘わらず削
除されて血圧評価曲線が滑らかとなる。

また、重みづけ平均フィルタ処理が、メディアンフィル
タの使用の結果性じる曲線を一層滑らかにするのに用い
られる。この重みづけ平均フィルタ処理は、メディアン
フィルタ処理の結果平滑化された評価曲線を構成するデ
ータセットにおいて階段状となる部分があるが、この段
差を緩和するために前の値に段差の１／２の値を加える
ものである。

このように本実施例で利用されている上記２つのフィル
タ処理は第４図りに示す血圧値評価曲線を平滑化するた
めだけでなく、オシロメトリック法による血圧測定など
に際して血圧値を決定するために用いられる、脈波の大
きさの分布データ（脈波のピーク値の包絡線或いはピー
ク値の分布）などを平滑化するためにも有効である。な
お、上記フィルタ処理に替わる他の平滑処理も有益であ
り、当業者であればそのような技術を利用するであろう
。

また、統計的な処理方法が血圧値評価曲線において最高
血圧と最低血圧を表す変化のポイントを決定するために
利用される。従来の血圧モニタ装置では、予め定められ
た絶対的判断基準レベルを利用して、そのレベ・ル以上
のところで現れる脈音（コロトコフ音）の発生時のカフ
圧を最高血圧のポイントとして、その後上記レベル以下
のところで現れる脈音の発生時のカフ圧を最低血圧のポ
イントとして表示する。しかし、本血圧モニタ装置１０
は、それとは対照的に、血圧評価曲線中のある変化線が
最高血圧を表しているかどうかを統計的分析を用いて決
定する。例えば、前記血圧値評価曲線を構成するポイン
ト群において、たとえば３つの連続するポイントから予
測される範囲内を４番目のポイントが超えたことをもっ
て３つの連続するポイントの一つのポイントが最高また
は最低血圧点と決定される。上記予測される範囲とは、
信鯨区間として決定されるものであり、通常、３つの連
続するポイントに基づいて決定される回帰直線上からの
ばらつきを表す標準偏差が用いられる。４番目のポイン
トが標準偏差を超えている場合には、ＣＰＵ４４がたと
えば連続する３つのポイント中の第２のポイントを取り
出して最高血圧として決定するのである。

さらに、前記統計的分析処理が、結果として第４図りの
ポイント９２に示すような大きなアーチファクトに起因
する誤った読み取りに結びついたりしないように、第２
の処理方法が利用される。

この方法は、脈音の振幅データ曲ｖＡ（第４Ａ図：脈音
のピーク値分布）、及び振幅と遅れ時間との積であるプ
ロダクトデータ（第４Ｃ図：血圧値強化曲線）の滑らか
な曲線を分析することによって、推定される最高血圧と
最低血圧を決定するものである。その分析方法は以下の
通りである。曲線に沿った最大ポイントが検知された上
で、その最大ポイントの、あるパーセンテージ値よりも
低い最初の３つの連続ポイントより前に存在するデータ
ポイントが、仮の最高血圧或いは最低血圧として推定さ
れる。振幅のデータについては５０％が、またプロダク
トデータについては４０％が、前記パーセンテージ値と
して使われている。前記血圧値評価曲線に基づいて決定
された最高血圧及び最低血圧が、上記のように推定され
た仮の最高血圧値及び最低血圧値に基づいて決定された
所定の範囲内にあるときにのみ、血圧モニタ装置１０が
血圧値評価曲線に基づいて実際に決定された最高血圧値
及び最低血圧値を正しい測定値としてを受は入れて表示
するようになっている。

第５図Ａ、第５図Ｂ、第５図Ｃには、本血圧モニタ装置
１０の作動を示すロジックフローチャートが描かれてい
る。

血圧情報の処理は、血圧モニタ装置１０が行い、血圧モ
ニタ装置１０の電子ユニット２０に対して電かを供給さ
れることによって開始される。図示しない電源キーの操
作に応答して電子ユニット２０へ電源が供給されると、
ブロック１００のスタート・ルーチンの実行が自動的に
開始される。このルーチンに対するアドレスは、リセッ
ト処理によりＣＰＵ４４によって引き出され、そして初
期プログラムを指定する数値としてプログラムカウンタ
内にロードされる。その後スタート・ルーチンは、ブロ
ック１０２に示すように、アドレスレジスタを初期化し
て、プログラムの主要な部分が実行される状態に戻す。

上記プログラムの一部分によって、全てのハードウェア
装置がブロック１０４に表されるように初期化され、ま
た、スティタス（状態）レジスタがブロック１０６に表
されるようにクリアされる。その後、ブロック１０８で
示されるようにセルフテストが行われる。このセルフテ
ストは後述のブロック１１６乃至ブロック１３８から成
るセルフテストと同様に構成されている。

以下、上記ブロック１１６乃至ブロック１３８を用いて
ブロック１０Ｂの診断ルーチンを概略説明する。このル
ーチンの診断モード中に行われるテストの内の一つに、
ブロック１１８にあげられるチェックＲＯＭテストがあ
る。チェックＲＯＭテストは、ブロック１２０に示され
るような、サイクリック・リダンダンシー・チェック（
周期的冗長検査：ＣＲＣ）であり、ＲＯＭ５２内の選択
されたバイト・アドレスに位置づけられたプログラマブ
ルＲＯＭにおいて行われる。さらに、ブロック１２２に
示されているチェックＲＡＭルーチンが行われ、また、
ブロック１２４で示される様々なＲＡＭテストは、ＲＡ
Ｍ５４内の特定のバイト・アドレスにおいて行われる。

また、この診断モードでは、血圧モニタ装置１０内の電
源供給の有無が確かめられ、またマルチプレクサ７８の
個々のチャンネルが選び出されて、ブロック１２６にお
いて最適のレンジに保持される。上記マルチプレクサ７
８の個々のチャンネル内のデータは、所望のアナログ信
号を選んでそれをアナログ信号からデジタル信号に変換
することによってブロック１２８で示されるように読み
込まれる。オペレータは、ブロック１３０に示されるデ
ィスプレーチェックの間に、血圧モニタ装置１０のディ
スプレイや、アラームＬＥＤＳ、スイッチＬＥＤＳ。

そして警告音が機能するか否かを調べる。リアル・タイ
ム・クロック５８のプログラム可能なパラメータの有効
化はブロック１３２および１３４で示されるように行わ
れ、カフ圧トランスジューサ回路はブロック１３６で示
されるようにテストされる。ダンプバルブ７４とブリー
ドバルブ７２はテストが始まる前に開かれることにより
、圧カドランスジューサ７６が安定させられてからセル
フテストが開始されるようになっており、マルチプレク
サ７８のカフ圧チャンネルが選定されてＡ／Ｄ変換器８
０からの出力信号が読み取られる。この読み取りの結果
、カフ圧はほとんどゼロであって出力信号は大気圧に対
応した値であるが、僅かにドリフト電圧を含む場合には
それが大気圧とされて、そのデータが読み込まれる。

以上のようにしてセルフテストが完了すると、血圧モニ
タ装置１０はブロック１１０に示されるようにスタンバ
イ状態とされる。

血圧モニタ装置１０の作動は、ブロック１１２において
、フロントパネル４２の制御キーとスイッチ群６６の中
からオペレータが選んだものを読み込むルーチンによっ
て開始される。スイッチバッファに一時的に記憶された
内容は前記ルーチンが呼び出される毎に読み込まれて、
既に１サイクル前に記憶された他のスイッチバッファの
内容と比較されることにより、オペレータによる入力が
検知される。

続くステップにおいて血圧モニタ装置１０が上記セルフ
テストを怠った場合と判断されると、エラーが表示され
る。また、セルフテストは完了するまでにほぼ１０秒を
要し、セルフテスト中にエラーが生じた場合は、特定の
エラーメツセージが表示される。上記診断モード中のエ
ラーメツセージが表示されていることを示すため１秒間
警告音が鳴ることになっている。また、セルフテストお
よび診断テストが未完であり且つスイッチ群６６中のポ
ジションキー９６が操作されていないときはブロック１
１２が繰り返し実行される。さらに、ポジションキー９
６が操作されていると判断された場合にはブロック１１
４のプログラミングルーチンが実行される。このプログ
ラミングルーチンは後述のブロック１３９乃至１４６に
記載されたものと同様であり、ポジションキー９６の操
作位置に対応したパラメータを読み込む。

次に、スイッチ群６６中のセルフテスト・キー９３を押
すとブロック１１６以下にて示されるセルフテストが再
度行われる。また、１２ポジシヨンのポジションキー９
６が操作されるとブロック１３９以下に示されるプログ
ラミング・ルーチンによってパラメータがプログラムさ
れ、或いはポジションキー９６の操作にしたがって新た
なパラメータに更新される。すなわち、ポジションキー
９６のスイッチ位置に関する変更操作を行うと、ブロッ
ク１４４に示されるようにスイッチパラメータが更新さ
れ、また、その後で新しいスイッチパラメータがブロッ
ク１４６において記憶される。

マニアルキー９２を押すと、第５図Ｂに示すブロック１
４８以下のステップが実行される。ブロック１４８に示
されているマニアル・モード・ルーチンは、血圧モニタ
装置１０のマニアル作動を可能とする。このマニアル・
モードでは、ブロック１５０に示されるようにカフ圧の
目盛のずれを補正し、ブロック１５２にあるように装置
の電源供給状態などをチェックした後、血圧モニタ装置
１０はブロック１５４にあるようにオペレータによって
選定された目標圧力に向かってカフ２２の中へ空気を注
入し、そしてブロック１５６に示されるように毎秒３ｍ
Ｈｇ程度の割合でカフ２２がら空気をブリードバルブ７
２を介して流出させ始める。この方法は、カフ２２が圧
力値４０ｍＨｇ以下に収縮した時、または図示しないセ
ットキーおよび手動ストップキーが同時に押された時、
終了させられる。

また、休息モードは、被測定者１２が運動しておらず休
息している間に血圧測定値の基線を得るのに利用される
。休息モードからの基線情報は運動モードを作動させる
以前に要求される。休息モードにおいて作動を開始する
には、オペレータは図示しない休息／作動ボタンを押す
ことにより、ＬＥＤで表示される作動状態を選択する。

その時、ブロック１５８に示される予備工程処理が実行
されまたその処理に伴って起こる複雑な作用が生じる。

圧カドランスジューサ７６はマニアルモードのブロック
１５０と同様のステップにより目盛のずれを補正され、
血圧モニタ装置１０の電源供給状態がマニアルモードの
ブロック１５２と同様にテストされ、そして全ての表示
がゼロに戻される。

それから、アボート（Ａｂ　ｏ　ｒ　ｔ）ｒ３Ｊのルー
チンが適用され、たとえばＳ／Ｎに基づいて心電誘導信
号の有無が決定される。仮にアボート「３」のフラグが
心電誘導信号の欠如を示したとすると、ブロック１６０
に示されるアボート「３」のルーチンが作動し、代りの
心電誘導信号がブロック１６２にて示されるように選出
される。そこで選出された心電誘導信号はブロック１６
４にあるように評価され、そしてその心電誘導信号の選
択が完了した場合には、ＣＰＵ４４がブロック１６６に
示されるようにスティタス・レジスタＳＲをクリアして
、割り込み状態を制御したり演算結果の正負を保持する
ためのスティタス・レジスタＳＲの作動を開始させる。

それから、ブロック１６８は、現在の時間とオペレータ
によってセットされた休息時間を加えることによって、
測定サイクルの間の間隔を計算するのに利用される。上
記のように、カフ２２内の圧力が適切なカフ圧に到達す
るまで、マニアルモードのブロック１５４と同様のブロ
ックによりカフ２２に空気が注入される。

ブロック１７０の「プロセス」では、脈音データを取得
するためのデータ取得モードとされ、第６図Ａおよび第
６図Ｂに示すように、カフ２２の減圧中に実行されるい
くつかのステップから構成される。これらのステップに
は、 ■　心電トリガ信号が発生するのを待機するステップと
、 ■　基幹側音トランスジューサ４０の出力信号によって
示される脈音を感知するステップと、■　末梢側音トラ
ンスジューサ３８のデータによって示される脈音を感知
するステップと、■　脈音に対応する平均カフ圧を決定
するステップと、 ■　不整脈や、誤ったトリガとなる条件をチェックする
ステップと、 ■　カフ圧のデータを配列替えによって平滑化するステ
ップと、 ■　ダンプ・バルブを開きかつデータ取得ループから抜
は出すのに必要な数値に対して、カフ圧をチェックする
ステップと、 ■　必要な場合には心電誘導信号の一時的な損失を回復
させるステップと、 ■　末梢側脈音の振幅をチェックし、測定の初期の段階
で大きな振幅が発生する場合には、カフを再度膨張させ
るステップと、 ［相］　基幹側脈音の振幅をチェックし、その振幅が低
すぎるような場合には、測定を中止するステップと、 が含まれている。

ここで、血圧モニタ装置１０が用いている処理は、カフ
２２の基幹側端部または末梢側端部の音トランスジュー
サ４０．３８のデータ取得過程の説明の中で「ウィンド
ウィング」の概念を用いている。「ウィンドウィング」
とは、各脈音の発生時期と予想される一定の期間だけ脈
音を採取して他の時間帯に存在するであろうノイズをカ
ットし、処理すべきデータ量を少なくするのに利用され
る処理であって、脈音ゲート手段に相当する。「ウィン
ドウ」の大きさ、すなわちゲートの開放時間は前回のデ
ータによって決定され、またその時期は心電トリガ信号
によって決定される。

基幹側音トランスジェーサ４０によって感知された脈音
は、未処理の基幹側音トランスジューサ４０のデータ上
に重ねられる第１ウインドウ内において検知される。こ
の第１ウインドウは、心電トリガ信号が発生した２５日
後に開かれ、最初の測定中２５０ｍ間継続する。それに
続く第２ウイ゛ンドウは以下のように調整される。まず
図示しないサブルーチンが利用され、基幹側脈音の発生
位置と、大きさあるいは振幅値（Ｐ　−Ｐ）とが検出さ
れる。そして、基幹側脈音の位置データおよび振幅デー
タがメモリ内に記憶されるとともに、心電トリガ信号か
ら基幹側脈音までの遅れ時間が、記憶メモリ中の基幹側
脈音の位置（発生時刻）から心電トリガ信号の位置（発
生時刻）を差し引くことによって算出される。

末梢側脈音は、末梢側音トランスジューサ３８の未処理
のデータに重ねられる第２ウインドウの中で検知される
。この第２ウインドウは、前回に検知されたばかりの基
幹側端部脈音の位置より５０ｆｌＩ８前に開かれる。こ
の第２ウインドウは２２５お間開いている。前記のサブ
ルーチンが利用されて末梢側脈音の位置と振幅（Ｐ　−
Ｐ）とが検知される。基幹側脈音と末梢側脈音との時間
遅れは、末梢側脈音が記憶された時の位置（発生時刻）
からその時の基幹側脈音の位Ｗ（発生時刻）を引くこと
によって算出される。そして、これら２つの脈音間の遅
れ時間と大きさあるいは振幅とが記憶される。

データ取得ループ中の次のステップは、検出された脈音
に対応するカフ圧を見つけることである。

第２ウインドウを通過した末梢側脈音の発生時に、カフ
圧を示す５０個のデータポイントを採取、すなわち脈音
に対応する５０個のカフ圧のポイントを決定してその平
均値を算出し、この値をカフ圧として記憶する。そして
、計算されたカフ圧が、前回の脈音の発生時のカフ圧よ
りも小さな値である場合に、上記今回の算出値（平均値
）が表示される。このチェックは、カフ圧の一時的な変
化の表示を防止するために行われる。この状況は運動測
定中に共通しているものであるが、それは腕の動きがカ
フ圧における大きな一時的変動の原因になるからである
。

データ取得ループでは次に、第７図に示す心電の割り込
み処理によってセットされた不整脈フラグをチェックす
ることによって、不整脈の状態をチェックする。不整脈
フラグがセットされ、脈音振幅がノイズレベルに接近し
、またカフ圧が、前回の最高血圧から最低血圧までの範
囲内にある時、不整脈は誤った心電トリガ信号の可能性
が大きいとしてそれに対応して検出された脈音データな
どが排除される。

データ取得ループの次のステップはカフ圧値を実時間の
通りに配列し且つその値が順次小さくなるように並べ変
えることにより検出されたカフ圧値を平滑化することで
ある。この処理は腕の運動によるカフ圧の一時的増大の
可能性を考えて取り入れられている。カフ圧値を並べか
えることによって、最大量のデータが、血圧の検知に利
用できるようになる。この処理は、現時点の脈音に対応
したカフ圧とその直前の平均カフ圧の配列値とを比較す
ることによって開始される。現時点のカフ圧の方がその
前に配列された値よりも小さい場合には入れ換えは必要
ないが、現時点のカフ圧がその前に配列された値と同値
の場合、現時点のカフ圧値は無視される。また、現時点
のカフ圧がその前に配列された値より大きい場合は、２
つのカフ圧は対応する脈音と遅れ時間データに基づいて
、配列中で位置を交換する。その後、その新しい位置で
の現時点のカフ圧値は、新しい位置の前に配列された値
と比較され、必要な場合には交換される。

次に、現在のカフ圧がダンプバルブ７４を開くのに必要
な予め定められた条件を満足するか否かが判断される。

この条件とは、たとえばカフ圧が一般的な最低血圧より
も低い値４０ｆｌＨｇを下回ることである。ダンプバル
ブ７４の開放条件が満たされた時には、外部フラグがセ
ットされる。内部フラグも同じくセットされ、データ取
得ループは終結する。

データ取得処理ループの次のステップは、心電トリガ信
号の一時的損失を回復しようとするものである。現在脈
音時のカフ圧と前回の脈音時のカフ圧との間に２０ｍＨ
ｇ以上の差違がある時は、前回のカフ圧値よりも１０ｍ
Ｈｇ大きい値となるまでカフを再膨張させる。２３ｍＨ
ｇの差違の間に得られるはずであったデータは、このよ
うにして得られる。これによりデータの欠落が防止され
、血圧測定値の信幀性が高められる。

次に、第６図Ｂに示すステップにおいて、末梢側音トラ
ンスジューサ３８の出力の振幅が、予め定められた末梢
側脈音の測定される最初の５つの脈音の闇値と比較され
る。血圧測定開始当初から末梢側脈音の振幅がこの閾値
以上である場合には、カフ圧が最高血圧値以上に高めら
れていないため、最高血圧のレベル以上の末梢側データ
を得られないが、２つの連続した末梢側脈音が前記闇値
を超えている場合には、カフはその当初の膨張値より３
０ｍｍ１ｇ大きい点まで再度膨張する。しかし、３度目
の膨張が必要な場合は、ダンプバルブ７４が開かれてオ
ペレータに対し末梢側音トランスジューサ３８などの異
常を示すメツセージが表示される。ＣＰＵ４４はその間
１０秒待って上述の測定手順を再度開始する。

基幹側脈音の振幅もまた、測定される最初の８つの脈音
に対するノイズの闇値と比較される。基幹側脈音の振幅
は測定の初期では重要となる。低い基幹側脈音振幅は音
トランスジューサ４０が不良であるか、またはカフ２２
の取り着けなどが不適当であることを示す。３つの連続
する脈音が闇値を下回る場合、測定は取り消され、オペ
レータに対して音トランスジューサ４０の異常などを示
すメツセージが表示される。

以上のようにして脈音のデータが集められた後、血圧値
の実際の計算に伴っていくつかのステップが実行される
。そのステップの中には、■　次のサイクルのための基
幹側脈音のウィンドウの長さの調整ステップと、 ■　基幹側脈音−末梢側脈音間の遅れ時間とそれに対応
する末梢側脈音の振幅とを乗じてプロダクトデータのセ
ントを得るステップと、■　末梢側脈音振幅のデータセ
ットとプロダクトデータセットをメディアンフィルタに
かけるステップと、 ■　末梢側脈音振幅のデータセットとプロダクトデータ
セットを重み付は平均フィルタにかけるステップと、 ■　前記両データセットから血圧値を決定し、最適の結
果を表示するステップと、 ■　次のサイクルに向けて、カフ２２に注入する空気の
量とダンプパルプ７４を開放する値を決めるステップと
、 ■　平均心拍数の計算及び表示ステップと、■　ＰＰＰ
　（最高血圧値×心拍数：運動負荷を示す値）の計算お
よび表示ステップと、 ■　必要な場合は最高血圧値と最低血圧値の最大の警報
値をセットするステップと・ ［相］　次のサイクルへ向けてのプログラム可能な減衰
器を調整するステップと、 が含まれている。

ブロック１７２に示すように、基幹側脈音用の第１ウイ
ンドウの長さは、次期サイクルのための処理中に再調整
される。心電トリガ信号と基幹側脈音との間の時間は、
ひとつのサイクルから次のサイクルまでに大きく変化し
得るため、この再調整は有効なのである。このように基
幹側の第１ウインドウの長さが動的な性質を備えている
ため、柔軟性を損なうことなく未処理データの量を最小
限におさえることができる。基幹側脈音用の第１ウイン
ドウの長さは、まず最新の１０個の心電トリガ信号と基
幹側脈音との間の遅れ時間の平均値を算出し、そしてそ
の平均値に１００肥を加えることによって、その終端時
期が求められる。

次に、ブロック１７３に示すように、カフ２２の基幹側
に発生した脈音と末梢側に発生した脈音との時間差、す
なわち遅れ時間が算出される。基幹側脈音−末梢側脈音
間の遅れ時間は、たとえば心電トリガ信号から末梢側脈
音発生までの平均遅れ時間から心電トリガ信号から基幹
側脈音発生までの平均遅れ時間を減じることによって得
られる。

前記遅れ時間をこのような方法で求めるのは、基幹側脈
音が末梢側脈音よりも先に減少してしまい、実際の遅れ
時間が信顛できるものでなくなるからである。本実施例
では、このブロック１７３が遅れ時間測定手段に対応す
る。

そして、ブロック１７４に示すように、プロダクトデー
タセットが血圧値評価曲線を決定するために求められる
。ここでいうプロダクトとは、末梢側脈音振幅とその脈
音に対応する基幹側脈音−末梢側脈音間の遅れ時間との
積のことであり、前記プロダクトデータセットとは、カ
フ圧の変化とともに得られたプロダクトの集合である。

このようにして得られたプロダクトデータセットは上記
積とカフ圧との関係を示すものであり、たとえば第４図
Ｃに示す血圧値評価曲線に対応する。この血圧値評価曲
線は前述のように最高血圧値および最低血圧値の検知の
ために用いられる。本実施例では、上記ブロック１７４
がプロダクトデータセットを算出するための演算手段に
対応する。

そして、メディアンフィルタ処理と重み付は平均フィル
タ処理が、ブロック１７６にあるように、前記第４図Ａ
に対応する振幅データセットと第４図Ｃに対応するプロ
ダクトデータセットとの両方に適用される。メディアン
フィルタの主な役割は、前述のように、データセットか
ら幾つかのアーチファクトポイントを除去することであ
る。メディアンフィルタは、この役割を十分果たすもの
ではあるが、連続したデータポイント群を均等化してし
まう。これがデータセットを階段状とする要因にもなる
。そこで重み付は平均フィルタがそのデータの階段状の
形態を除去し、より滑らかなものにする。このフィルタ
では、今回のデータポイントにより階段状となる場合に
ある値をその前に配列する入力データポイントに加える
ことにより滑らかとするものである。この値は、操作前
の入力データポイントの差の１７２である。

次いで、本実施例の血圧測定手段に対応するブロック１
７８において血圧値が決定され且つ表示される。すなわ
ち、血圧モニタ装置１０内で用いられている、前記２つ
の各データセットから最高血圧値と最低血圧値を決定す
る処理は、先ず、上記振幅データセットとプロダクトデ
ータセットとにおいてその最大値をそれぞれ見つけるこ
とから開始される。そして、プロダクトデータセット内
では、その最大値を示す位置からプロダクトデータの調
査を順次開始し、仮の最高カフ圧値に対応するデータを
探すことにより、仮の最高血圧値が決定されるのである
。プロダクトデータポイントの３連続数値がプロダクト
データの上記最大値に対して４０％以下となるとき、そ
の４０％以下のポイントの内の最初のものの直前のデー
タポイントが仮の最高血圧値となる。また、仮の最低血
圧値は、上記板の最高血圧値の場合と同様に、最大値か
ら脈音データセットの調査を開始して仮の最低カフ圧値
を探知することにより求められる。この場合も、データ
セットの個々のポイントは、３つの連続したポイントが
最大プロダクトデータの４０％以下になる時点まで調査
される。同様の方法で、５０％の数値を使って振幅デー
タセットにおける仮の最高血圧値と最低血圧値がそれぞ
れ求められる。

上記のようにして仮の最高血圧値と最低血圧値が振幅デ
ータセットとプロダクトデータセットとにおいでそれぞ
れ決定されると、反復処理が適用されて暫定的な最高血
圧のセットが決定されるのである。この反復処理は、最
高カフ圧値から仮の最高血圧値に至る間のプロダクトデ
ータとそれに対応するカフ圧データとに逐次適用される
。また、暫定的な最低血圧のセットは、最低カフ圧値か
ら仮の最低血圧値に至る間に反復処理を適用して決定す
るものである。この反復処理には統計的な方法が採用さ
れている。以下の説明において、′Ｘ”はカフ圧値を表
し、“Ｙ”は擬似末梢側脈音振幅を表す。先ず、血圧値
評価曲線の一部分である傾線（たとえば連続する３点に
基づく回帰直線）の傾きａおよびＹの切片すを次式（１
）および（２）にしたがって算出し、傾線（Ｙ＝ａＸ＋
ｂ）を表す。次いで、この傾線における標準偏差σを次
式（３）にしたがって求めるとともに、上記３点に隣接
して続くデータポイント（期待値、Ｙ値）の予想区間（
ＰＩＴ）を次式（４）に従って求める。なお、（４）式
のＴは信頼区間を示している。

ｂ＝ｙ−ａｘ　　　　　　　　・・・（２）・・・（３
） ・・・（４） そして、前記３点に続〈実施のＹ値が上記のようにして
求めた予想区間（Ｐ　Ｉ　Ｔ）内となるが否がによって
４点目のＹ値の傾線からのばらつきがチェックされる。

傾きが逆の傾線でも同様に傾斜及びＹの切片と標準偏差
とが計算されるとともにばらつきがチェックされる。な
お、上記計算に必要とされるΔｘ　（＝ｘ−３Ｆ）値の
合計、Δｙ（＝ｙ−ｙ）値の合計、ΔＸ値の２乗の合計
、Δγ値の２乗の合計、Δχ値とΔγ値の積の合計が予
め算出されている。

仮にＹの実際の値が予想区間（ＰＩＴ）よりも小さいか
、または同値であるとすると、現在のＹに対応したΔχ
値とΔγ値が前記合計に加算され、新しい３点に基づい
て傾斜や、Ｙ切片、そして標準偏差の値が計算される。

そうすると、新しい期待値や予想期間、および予想範囲
が次のＸ値とＹ値の組み合わせを用いて計算されること
になる。

また仮に、Ｙの実際の値が予想区間よりも大きいか、ま
たは信頼区間を逸脱しているとすると、現在のＹに対応
したΔχ値とΔｙ値は前記合計に加算されない。しかし
、そのかわりに、新しい期待値と予想区間の値が次のＸ
値とＹ値との組み合わせを用いて計算される。

このようにして、予想区間とＹの実際の値と比較されて
、上記の操作のいずれか一方が適用されることにより、
３つの連続した実際のＹ値が共に予想区間よりも太き（
なるまで続けられる。３つの連続した逸脱が起こった場
合、逸脱した３つのＹ値の内の２番目のものと対応した
Ｘ値が血圧値とされる。このようにして、血圧評価曲線
の急激な立ち上がり部分が検出されて最高血圧値および
最低血圧値が決定されるのである。

なお、血圧値評価曲線が滑らかであるために上記のよう
な血圧決定方法を用いても血圧値が決定されない場合が
ある。このような場合には、前記板の最高血圧値または
最低血圧値を血圧値と決定する。この仮の最高血圧値ま
たは最低血圧値はプロダクトデータセットから求められ
たものが用いられる。しかし、たとえば最低血圧値が脈
音データセットの立ち上がりを上記の血圧決定方法を用
いて検出することにより求められる場合であって、その
立ち上がりが緩やかで血圧値が決定され得ない場合には
、脈音データセットから求められた仮の最低血圧値が用
いられる。

上記の反復処理と暫定的数値の除去処理は、最高血圧値
と最低血圧値の検出に用いられる。既に述べられている
ように、最高血圧値は、最高カフ圧から仮の最高血圧値
までの間、またデータセットの始まりから中間点までの
間データセットを処理することによって求められる。ま
た、最低血圧値は、データセットの終わりから中間点に
至るまでデータを処理することによって、求められる。

両ケースにおける処理は同じものであるが、本実施例で
は別々のプログラムコードが使用されている。その理由
は、使用されている比較の極性が逆であることである。

本実施例の血圧モニタ装置１０にはさらに重要な特徴が
ある。すなわち、カフ膨張値とダンプバルブ７４を解放
させる値は、血圧が負荷テスト中には大きく変化するこ
とから、あるサイクルから次のサイクルに向けて変化さ
せられる。この変化は、所定の数値を最高血圧に加えて
次のサイクルに向けてのカフ膨張値を求め、また最低血
圧値から所定の数値を引いて次のサイクルに向けてのダ
ンプバルブ開放値を求めることによって得られる。

最高血圧値の読み取りを低く誤った場合、結果として、
カフ２２の不十分な圧迫による誤った測定につながる。

したがって、本実施例の血圧モニタ装置１０では、ブロ
ック１７９に示すように、現在の最高血圧値と前回測定
の最高血圧値が比較され、大きい方の最高血圧値に所定
のオーバーポンプ値が加えられる。このことによって、
１回の不十分な測定が次のサイクルの最高カフ圧値（昇
圧目標値）に影響を与えることを防ぐことができる。

血圧モニタ装置１０が休息モードにある場合、所定のオ
ーバーポンプ値として、たとえば最高血圧値に３０ｍ１
ｇが加えられ、最低血圧値から２０ｆｉＨｇが減じられ
る。また、血圧モニタ装置１０が運動モードにある時は
、たとえば最高血圧値に５０ｔｍＨｇが加えられ、最低
血圧値から３０ｍＨｇが減じられる。また、本ブロック
１７９では、心電トリガ信号に基づいて平均心拍数が算
出されるととともに、それが表示される・ 続くブロック１８０では、上述のようにして算出された
最高血圧値およびび心拍数から、被測定者１２の運動負
荷を示す指標であるＰＰＰ（＝最高血圧値×心拍数）が
求められるとともに、これが表示される。運動中の血圧
測定に際して被測定者１２に荷せられている実際の運動
負荷を監視するためである。

また、血圧モニタ装置１０の脈音検出性能を好適に維持
するために、基幹側音トランスジューサ４０と末梢側音
トランスジューサ３８にはプログラム可能なソフトウェ
ア上の減衰器が設けられている。末梢側の音トランスジ
ューサ３８からの脈音信号の振幅が心拍数と共に増加し
て最高血圧値も増加するが、また被測定者１２が運動を
終えて通常の状態に戻るにつれて、その振幅が減少する
ので、この減衰器により信号を平均化するためである。

音トランスジューサ３８．４０によって検知された信号
の最大振幅は、サイクルの終端部に設けられているブロ
ック１８２と１８４において減衰率（アッテネータ）の
最適値が決定され且つ設定されることにより調整される
。

なお、血圧モニタ装置１０内の様々な割り込み信号は前
記処理に割り込むために用意された割り込みルーチンに
よって得られるようになっている。

ブロック１７０内において利用される不整脈信号やブロ
ック１８０において利用される心拍数は第７図に示す割
り込みルーチン２５０によって検出されるようになって
いる。この割り込みルーチンは、血圧モニタ装置１０の
作動中の休息モードまたは運動モードの時にだけ実行さ
れ、かつ心電トリガ信号の発生毎に実行、される。この
ルーチンのブロック２５２では、６つの最新心電トリガ
信号の発生周期から平均心拍数が決定されて表示される
とともに、この平均心拍数に基づく平均周期に対して新
たな心電トリガ信号の発生周期が２５％以上逸脱する時
に不整脈と判断されて不整脈フラグがセットされるよう
になっている。また、このルーチンには心電トリガ信号
の発生毎にブリードパルプ７２を作動させてカフ２２の
降圧速度を調節するステップが含まれている。

第８図の停止／起動割り込みルーチン２５４は、スター
ト・ストップキー９０の押圧操作に応答して優先的に実
行されるものであって、オペレータがスタート・ストッ
プキー９０を押したり放したりする度に、操作モードを
停止から起動へ、あるいは起動から停止へ変更するため
に設けられている。起動モードは、休息モード、運動モ
ード、マニアルモードを開始させる。また停止モードは
、セルフテストやプログラミングモードによる作動以外
の現在の作動を停止させる。

第９図のリアルタイムクロックの割り込みルーチン２５
６は、警報時に或いは定期的に実行される。警報割り込
みは、前回の血圧測定表示以後の経過時間を表示するた
めに表示させる時間を更新するために実行される。すな
わち、エラー状態が検知された場合には経過時間表示に
替えてエラーメツセージを表示するように、経過時間の
更新は続行させつつ、表示にはオペレータに対してエラ
ー状態が訂正されるまで装置をチェックするようにとい
うメツセージが表示される。心電誘導信号（ＥＣＧ）を
取り出すための電極が離脱していると検知された場合、
ブロック２６０に示されている「アボート２」サブルー
チンが用いられて適当な心電誘導信号が選択されるよう
に作動が遅らされる。

第５図Ｃに戻って、ブロック１８４の次に、血圧モニタ
装置１０が最適の心電誘導信号を選択する過程が示され
ている。ブロック２６２に示されている誘導選択ルーチ
ンは、３種類の心電誘導信号の内から最適の心電誘導信
号を選択するために設けられている。ブロック２６４に
示すように、各心電誘導信号のＳ／Ｎ比がそれぞれ周期
的に検出され、心電トリガ回路８４にそのＳ／Ｎ比の最
も高い心電誘導信号が決定される。或いは、各心電誘導
信号に重畳する商用周波数ノイズが周期的に検出され、
商用周波数ノイズが最も少ない心電誘導信号が選択され
る。これにより、微弱な心電誘導信号や電極の外れに起
因して心電誘導信号が存在しない誘導が除去されて、選
択された好適な心電誘導信号に基づいて心電トリガ信号
が発生させられる。電極が被測定者１２から外れた場合
には、心電誘導信号が零となりかつ商用周波数ノイズが
大きく混入するので、上記いずれの方法においても他の
正常な心電誘導信号が自動的に選択される。

以上、本発明の一実施例を図面に基づいて説明したが、
本発明はその精神を逸脱しない範囲で種々変更が加えら
れ得るものである。

たとえば、前述の実施例において、血圧値評価曲線は、
最高血圧値および最低血圧値を決定するのに用いられて
いるが、最低血圧値または最高血圧値の両者だけを決定
するためにも用いることができるのである。

また、前述の実施例では、運動中の被測定者１２の血圧
を測定する場合について説明されているが、本発明は静
止状態の血圧測定においても適用される。このような場
合には、前記血圧値評価曲線に施されるフィルタ処理や
統計的処理、脈音を検出する際に用いられる第１および
第２ウインドウなどは必ずしも用いられなくてもよい。

また、前述の実施例では、血圧値評価曲線の急峻な立ち
上がり点を検出するために統計的手法が用いられている
が、予め定められた閾値を基準レベルを超えたことをも
って検出し、血圧値を判定しても差支えないのである。

なお、前述の第５図Ａ、第５図Ｂ、第５図Ｃに描かれて
いるロジックフローダイアグラムが本血圧モニタ装ＲＩ
Ｏの作動を表すものであるが、当業者であれば、実質的
には本発明の精神や範囲から逸脱するものではない代替
アルゴリズムを使用できる。すなわち、当業者が本明細
書を参考にすれば、本発明の精神を逸脱しない範囲で種
々の変形や或いは変更が加えられ得るものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の血圧モニタ装置を負荷テストに用いた
場合を示す図である。第２図は被測定者と第１図の血圧
モニタ装置との接続状態を説明する拡大図である。第３
図は第１図の血圧モニタ装置の制御回路構成を示すブロ
ック線図である。第４図は第１図の血圧モニタ装置の主
要部の波形を共通のカフ圧を示す軸について示すもので
あって、Ａはカフ圧と末梢側脈音振幅との関係を表した
グラフ、Ｂはカフの基幹側端部で感知された脈音とカフ
の末梢側端部で感知された脈音との間の遅れ時間とカフ
圧との関係を表したグラフ、ＣはＡで示された脈振幅と
Ｂで示された時間遅れとの積とカフ圧との関係を求める
ことによって得られる血圧値評価曲線を示すグラフ、Ｄ
はＣと同じ血圧値評価曲線を示すグラフであるが、被測
定者の運動に起因する多数のアーチファクトノイズを含
んた例である。第５図Ａ、第５図Ｂ、および第５図Ｃは
、第１図の血圧モニタ装置の作動を説明するフローチャ
ートである。第６図Ａおよび第６図Ｂは第５図Ｂのブロ
ック１７０におけるステップ群を示す図である。第７図
、第８図、および第９図は、第５図Ａ、第５図Ｂ、およ
び第５図Ｃにおいて実行される割り込みルーチンをそれ
ぞれ示す図である。 ２２：カフ ３２．３３．３４，３６：電極 ３８：末梢側音トランスジューサ ４０：基幹側音トランスジューサ ７６：圧カドランスジューサ ８４：心電トリガ回路（心電誘導装置）出願人　　株式
会社　日本コーリン 第６図Ｂ

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. （１）被測定者の身体の一部をカフにて圧迫することに
   より該被測定者の血圧値を測定する方法であって、 前記カフの末梢側位置および基幹側位置の脈音を前記カ
   フの圧力変化に伴って検出する工程と、前記カフの末梢
   側位置および基幹側位置に生じる脈音間の遅れ時間を前
   記カフの圧力変化に伴って測定する遅れ時間測定工程と
   、 前記カフの圧力毎の前記カフの末梢側位置に生じる脈音
   の大きさと前記脈音間の遅れ時間との積を求めることに
   より、その積とカフ圧との関係を求める演算工程と、 該演算工程により求められた関係から前記被測定者の血
   圧値を決定する血圧値決定工程と、を含むことを特徴と
   する血圧測定方法。
2. （２）被測定者の身体の一部をカフにて圧迫することに
   より該被測定者の血圧値を測定する血圧測定装置であっ
   て、 前記カフの末梢側および基幹側に発生する脈音をそれぞ
   れ検出する一対の末梢側音トランスジューサおよび基幹
   側音トランスジューサと、 前記基幹側音トランスジューサによって検出された脈音
   と末梢側音トランスジューサによって検出された脈音と
   の遅れ時間を測定する遅れ時間測定手段と、 前記末梢側音トランスジューサによって検出された脈音
   の大きさと前記遅れ時間との積を求め、該積と前記カフ
   の圧力との関係を求める演算手段と、 該演算手段によって求められた関係から前記被測定者の
   血圧値を決定する血圧決定手段と、を含むことを特徴と
   する血圧測定装置。
3. （３）被測定者の身体の一部をカフにて圧迫することに
   より該被測定者の血圧値を測定する血圧測定装置であっ
   て、 前記カフの末梢側および基幹側に発生する脈音をそれぞ
   れ検出する一対の末梢側音トランスジューサおよび基幹
   側音トランスジューサと、 前記被測定者の心電誘導信号を採取する心電誘導装置と
   、 該心電誘導装置によって採取された心電誘導信号に応答
   して所定の時間だけ前記脈音を通過させる脈音ゲート手
   段と、 前記基幹側音トランスジューサによって検出された脈音
   と末梢側音トランスジューサによって検出された脈音と
   の遅れ時間を測定する遅れ時間測定手段と、 前記末梢側音トランスジューサによって検出された脈音
   の大きさと前記遅れ時間との積を求め、該積と前記カフ
   の圧力との関係を求める演算手段と、 該演算手段によって求められた関係から前記被測定者の
   血圧値を決定する血圧決定手段と、を含むことを特徴と
   する血圧測定装置。
4. （４）前記心電誘導装置は、前記被測定者の複数種類の
   心電誘導信号を検出するために該被測定者に取りつけら
   れる複数の電極を備え、該複数種類の心電誘導信号の内
   から最適の心電誘導信号を選択するものである特許請求
   の範囲第３項に記載の血圧測定装置。
5. （５）前記心電誘導装置は、前記複数種類の心電誘導信
   号にそれぞれ存在するノイズ量を周期的に測定するとと
   もに、ノイズ量が最も少ない心電誘導信号を選択するも
   のである特許請求の範囲第４項に記載の血圧測定装置。
6. （６）前記心電誘導装置は、前記複数種類の心電誘導信
   号の有無をそれぞれ検出し、ある心電誘導信号において
   信号が無い場合には他の心電誘導信号が用いられるよう
   にするものである特許請求の範囲第４項に記載の血圧測
   定装置。