JPS6133578B2 - - Google Patents
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- JPS6133578B2 JPS6133578B2 JP54044129A JP4412979A JPS6133578B2 JP S6133578 B2 JPS6133578 B2 JP S6133578B2 JP 54044129 A JP54044129 A JP 54044129A JP 4412979 A JP4412979 A JP 4412979A JP S6133578 B2 JPS6133578 B2 JP S6133578B2
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- signal
- blood pressure
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- circuit
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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
-
- 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
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S128/00—Surgery
- Y10S128/901—Suppression of noise in electric signal
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
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- Vascular Medicine (AREA)
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Arrangements For Transmission Of Measured Signals (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、直接法による（例えば患者の血管の
中に細いカテーテルを挿入し、そして血圧計トラ
ンスデユーサを介して圧力値を電気的に測定す
る）血圧検出装置に係る。
中に細いカテーテルを挿入し、そして血圧計トラ
ンスデユーサを介して圧力値を電気的に測定す
る）血圧検出装置に係る。
患者の生理的状態を監視するのに、数時間に亘
つて起る収縮期血圧、平均値血圧および弛緩期血
圧の変化を表示することがしばしば望まれる。直
接法において心臓が収縮したときの血圧値を示す
電気信号波形が最高のピーク値になつたとき、そ
のピーク値振幅を収縮期血圧値という（実際には
例えば振幅１ボルトで血圧値100mmHgと換算す
る）。また、心臓の弛緩により血圧値を示す気気
信号波形が最低のピーク値になつたとき、そのピ
ーク値振幅を弛緩期血圧値という。理想的には各
心拍において最大ピークと最小ピークとはそれぞ
れ１回生じるのみである。そのため、例えば１分
間の所定期間内に生じる最大および最小ピークの
それぞれの振幅の平均値は、曲線状にプロツト表
示できる。しかしながら実際には、血圧信号には
生理的状態が基づかない雑音によるピークがある
ため、その信号の平均値には誤差が含まれてい
る。そのため、血圧が正確に表示されない欠点が
ある。
つて起る収縮期血圧、平均値血圧および弛緩期血
圧の変化を表示することがしばしば望まれる。直
接法において心臓が収縮したときの血圧値を示す
電気信号波形が最高のピーク値になつたとき、そ
のピーク値振幅を収縮期血圧値という（実際には
例えば振幅１ボルトで血圧値100mmHgと換算す
る）。また、心臓の弛緩により血圧値を示す気気
信号波形が最低のピーク値になつたとき、そのピ
ーク値振幅を弛緩期血圧値という。理想的には各
心拍において最大ピークと最小ピークとはそれぞ
れ１回生じるのみである。そのため、例えば１分
間の所定期間内に生じる最大および最小ピークの
それぞれの振幅の平均値は、曲線状にプロツト表
示できる。しかしながら実際には、血圧信号には
生理的状態が基づかない雑音によるピークがある
ため、その信号の平均値には誤差が含まれてい
る。そのため、血圧が正確に表示されない欠点が
ある。
本発明によれば、最高および最低血圧ピークを
表わす信号が雑音の影響を受けることなく検出す
ることができ、そして収縮期および弛緩期血圧を
得ることができる。本発明の一実施例によれば、
最大ピーク（SMAX）と、該ピークの長期間平均
値（SSAVG）との間の差信号（SCATR）が、該
差信号の平均値（SAVSC）と比較され、その差
がある所定値より小さいときを有効期間とし、そ
の間の最大ピークを有効ピークとし、そしてその
間以外の最大ピークを無効ピークとする。同様に
最小ピークに関しても同様な処理をなしている。
有効期間の平均値血圧は、各有効最大ピークおよ
び最小ピークの間に血圧信号の平均値をサンプリ
ングすることによつて求めている。
表わす信号が雑音の影響を受けることなく検出す
ることができ、そして収縮期および弛緩期血圧を
得ることができる。本発明の一実施例によれば、
最大ピーク（SMAX）と、該ピークの長期間平均
値（SSAVG）との間の差信号（SCATR）が、該
差信号の平均値（SAVSC）と比較され、その差
がある所定値より小さいときを有効期間とし、そ
の間の最大ピークを有効ピークとし、そしてその
間以外の最大ピークを無効ピークとする。同様に
最小ピークに関しても同様な処理をなしている。
有効期間の平均値血圧は、各有効最大ピークおよ
び最小ピークの間に血圧信号の平均値をサンプリ
ングすることによつて求めている。
以下図面を参照しながら本発明を詳述する。
3.1 アナログ形式
第１図は本発明の一実施例による血圧検出装
置で、アナログ形式による回路のブロツク図で
ある。
置で、アナログ形式による回路のブロツク図で
ある。
3.1.1 収縮期および弛緩期血圧を求めるための
回路 第１図の各部の信号波形を示す第２Ａ〜２
Ｃ図をも参照する。信号源２からの血圧信号
PDATAは、接地との間に直列接続された抵
抗器４とコンデンサ６とで構成される低域通
過形濾波器に供給されると共に、比較器１０
の非反転入力端子およびスイツチS0の切換端
子に導入されている。抵抗器４とコンデンサ
６との共通接続点８には、血圧信号PDATA
の概算平均値信号BMAVGが生じ、該信号
BMAVGは比較器１０の反転入力端子および
減算器３０の負入力端子にそれぞれ供給され
ている。比較器１０の出力端子は負遷移でト
リガされる単安定マルチバイブレータ
（MV）１２および正遷移でトリガされるMV
２２に接続すると共にリレー・コイル１８を
介して負電圧源−Ｖに接続する。
回路 第１図の各部の信号波形を示す第２Ａ〜２
Ｃ図をも参照する。信号源２からの血圧信号
PDATAは、接地との間に直列接続された抵
抗器４とコンデンサ６とで構成される低域通
過形濾波器に供給されると共に、比較器１０
の非反転入力端子およびスイツチS0の切換端
子に導入されている。抵抗器４とコンデンサ
６との共通接続点８には、血圧信号PDATA
の概算平均値信号BMAVGが生じ、該信号
BMAVGは比較器１０の反転入力端子および
減算器３０の負入力端子にそれぞれ供給され
ている。比較器１０の出力端子は負遷移でト
リガされる単安定マルチバイブレータ
（MV）１２および正遷移でトリガされるMV
２２に接続すると共にリレー・コイル１８を
介して負電圧源−Ｖに接続する。
血圧信号PDATAが概算平均値信号
BMAVGより低レベルとなると、比較器１０
の出力信号に負遷移が生じ、それによりMV
１２がトリガされて第２Ｃ図に示すパルス
P12が発生される。また、信号PDATAが信
号BMAVGより高レベルとなると、比較器１
０の出力信号に正遷移が生じ、それにより
MV２２がトリガされて第２Ｃ図に示すパル
スP22が発生される。比較器１０の出力信号
の低レベル（−Ｖ）あるいは高レベルに応じ
て、それぞれスイツチS0は端子ａあるいは端
子ｂに接触する。従つて、スイツチS0が端子
ａ側にあるときは最小ピーク検出器２０に、
あるいは端子ｂ側にあるときは最大ピーク検
出器１６にそれぞれ血圧信号PDATAは供給
される。
BMAVGより低レベルとなると、比較器１０
の出力信号に負遷移が生じ、それによりMV
１２がトリガされて第２Ｃ図に示すパルス
P12が発生される。また、信号PDATAが信
号BMAVGより高レベルとなると、比較器１
０の出力信号に正遷移が生じ、それにより
MV２２がトリガされて第２Ｃ図に示すパル
スP22が発生される。比較器１０の出力信号
の低レベル（−Ｖ）あるいは高レベルに応じ
て、それぞれスイツチS0は端子ａあるいは端
子ｂに接触する。従つて、スイツチS0が端子
ａ側にあるときは最小ピーク検出器２０に、
あるいは端子ｂ側にあるときは最大ピーク検
出器１６にそれぞれ血圧信号PDATAは供給
される。
最大ピーク検出器１６は、供給される信号
PDATAの最大値の信号をサンプル・ホール
ド回路１４に供給する。各パルスP12によ
り、その時点におけるピーク検出器１６の出
力信号をサンプル・ホールド回路１４は維持
し、最大値信号SMAXとして出力する。そし
て、パルスP12は遅延回路１７を介して検出
器１６に供給されているので、各パルスの発
生時より遅れて該検出器１６はリセツトされ
る。
PDATAの最大値の信号をサンプル・ホール
ド回路１４に供給する。各パルスP12によ
り、その時点におけるピーク検出器１６の出
力信号をサンプル・ホールド回路１４は維持
し、最大値信号SMAXとして出力する。そし
て、パルスP12は遅延回路１７を介して検出
器１６に供給されているので、各パルスの発
生時より遅れて該検出器１６はリセツトされ
る。
また同様にして、最小ピーク検出器２０
は、供給される信号PDATAの最小値の信号
をサンプル・ホールド回路２４に供給する。
各パルスP22により、その時点における検出
器２０の出力信号をサンプル・ホールド回路
２４は維持し、最小値信号DMINとして出力
する。そして、パルスP22が遅延回路２６を
介して検出器２０に供給されるため、該検出
器２０は遅れてリセツトされる。
は、供給される信号PDATAの最小値の信号
をサンプル・ホールド回路２４に供給する。
各パルスP22により、その時点における検出
器２０の出力信号をサンプル・ホールド回路
２４は維持し、最小値信号DMINとして出力
する。そして、パルスP22が遅延回路２６を
介して検出器２０に供給されるため、該検出
器２０は遅れてリセツトされる。
従つて、端子２８にはサンプル・ホールド
回路１４からの最大値S1〜S8に対応する信号
SMAXが、そして端子２８′にはサンプル・
ホールド回路２４からの最小値D1〜D7信号
DMINがそれぞれ現われる。
回路１４からの最大値S1〜S8に対応する信号
SMAXが、そして端子２８′にはサンプル・
ホールド回路２４からの最小値D1〜D7信号
DMINがそれぞれ現われる。
3.1.2 有効な収縮期血圧の期間確定
リレーコイル２９は、サンプルホールド回
路１４の出力端における最大値信号SMAXが
以下の２個の基準に合致するときに付勢され
る。この２個の基準に合致するとき有効値と
考えられ、血圧トレンドをプロツトする場合
の平均値を導出するために使用される。第１
基準は、SMAXがPDATAの平均値信号
BMAVGを所定量だけ越えねばならないこと
である。第２基準は、SMAXと基準信号
SSAVG（SMAXの長時間平均値）との絶対
差が、該絶対差の長時間平均値を越えてはな
らない、ということである。
路１４の出力端における最大値信号SMAXが
以下の２個の基準に合致するときに付勢され
る。この２個の基準に合致するとき有効値と
考えられ、血圧トレンドをプロツトする場合
の平均値を導出するために使用される。第１
基準は、SMAXがPDATAの平均値信号
BMAVGを所定量だけ越えねばならないこと
である。第２基準は、SMAXと基準信号
SSAVG（SMAXの長時間平均値）との絶対
差が、該絶対差の長時間平均値を越えてはな
らない、ということである。
最大値信号SMAXが第１基準に合致するか
否かを決定するために、端子２８における最
大値信号SMAXと結合部８の平均値信号
BMAVGとは減算器３０に印加される。減算
器３０は差（SMAX−BMAVG）と比較器３
２の非反転入力端子に供給する。比較器３２
の反転入力端子は、正電圧源と接地との間に
接続されたポテンシヨメータ３６の可動タツ
プ３４に接続される。比較器３２の出力端子
はANDゲート３８の一方の入力端子に接続
される。最大値信号SMAXが、タツプ３４に
おける電圧を越えて、さらに平均電圧
BMAVGを越えると、比較器３２の出力は正
となる。この第１基準は、収縮期、または弛
緩期のピークを有効と考えるのに、そのピー
クが充分な程大きいことを保証するために用
いられる。
否かを決定するために、端子２８における最
大値信号SMAXと結合部８の平均値信号
BMAVGとは減算器３０に印加される。減算
器３０は差（SMAX−BMAVG）と比較器３
２の非反転入力端子に供給する。比較器３２
の反転入力端子は、正電圧源と接地との間に
接続されたポテンシヨメータ３６の可動タツ
プ３４に接続される。比較器３２の出力端子
はANDゲート３８の一方の入力端子に接続
される。最大値信号SMAXが、タツプ３４に
おける電圧を越えて、さらに平均電圧
BMAVGを越えると、比較器３２の出力は正
となる。この第１基準は、収縮期、または弛
緩期のピークを有効と考えるのに、そのピー
クが充分な程大きいことを保証するために用
いられる。
最大値信号SMAXが第２基準に合致するか
否かを決定するために、SMAXは減算器４０
の一方の入力端子と、接地へ直列接続された
抵抗器４１とコンデンサ４２とより成るロー
パス・フイルタとに与えられる。抵抗器４１
とコンデンサ４２とは、接続点４３に信号
SSAVGが発生するように、長時定数ローパ
ス・フイルタを形成する値をもつ。接続点４
３は減算器４０の他方の入力端子に接続され
る。減算器４０の出力（SMAX−SSAVG）
は、正、または負であるが、絶対値回路４４
に供給されて、該差の絶対値に等しい信号
（正）SCATRが発生される。SMAXと
SSAVGとの差の絶対値SCATRの長時間平均
値であるSAVSCは次のようにして導出され
る。絶対値電圧SCATRがコンデンサ４５の
両端電圧よりも正のとき、コンデンサ４５は
ダイオード４６と抵抗器４８を介して充電さ
れ、一方SCATRがコンデンサ４５の両端電
圧よりも負のとき、コンデンサ４５はダイオ
ード５０と抵抗器５２を介して放電される。
抵抗器４８の値が抵抗器５２の値よりも大き
いとき、コンデンサ４５の充電は放電よりも
ゆるやかに行なわれる。非反転緩衝増幅器
（利得＝１）５４とポテンシヨメータ５６と
の直列回路は、コンデンサ４５に並列接続さ
れる。ポテンシヨメータ５６の可動タツプ５
７の電圧は所望電圧SAVSCである。SAVSC
はダイオード５７を介して比較器５８の非反
転入力端子に供給される。比較器５８の非反
転入力端子に対する最小正電圧は、ポテンシ
ヨメータ６４の可動タツプ６２と該非反転入
力端子間にダイオード６０を接続することに
よつて得られる。ポテンシヨメータ６４は正
電圧源と接地との間に接続される。
否かを決定するために、SMAXは減算器４０
の一方の入力端子と、接地へ直列接続された
抵抗器４１とコンデンサ４２とより成るロー
パス・フイルタとに与えられる。抵抗器４１
とコンデンサ４２とは、接続点４３に信号
SSAVGが発生するように、長時定数ローパ
ス・フイルタを形成する値をもつ。接続点４
３は減算器４０の他方の入力端子に接続され
る。減算器４０の出力（SMAX−SSAVG）
は、正、または負であるが、絶対値回路４４
に供給されて、該差の絶対値に等しい信号
（正）SCATRが発生される。SMAXと
SSAVGとの差の絶対値SCATRの長時間平均
値であるSAVSCは次のようにして導出され
る。絶対値電圧SCATRがコンデンサ４５の
両端電圧よりも正のとき、コンデンサ４５は
ダイオード４６と抵抗器４８を介して充電さ
れ、一方SCATRがコンデンサ４５の両端電
圧よりも負のとき、コンデンサ４５はダイオ
ード５０と抵抗器５２を介して放電される。
抵抗器４８の値が抵抗器５２の値よりも大き
いとき、コンデンサ４５の充電は放電よりも
ゆるやかに行なわれる。非反転緩衝増幅器
（利得＝１）５４とポテンシヨメータ５６と
の直列回路は、コンデンサ４５に並列接続さ
れる。ポテンシヨメータ５６の可動タツプ５
７の電圧は所望電圧SAVSCである。SAVSC
はダイオード５７を介して比較器５８の非反
転入力端子に供給される。比較器５８の非反
転入力端子に対する最小正電圧は、ポテンシ
ヨメータ６４の可動タツプ６２と該非反転入
力端子間にダイオード６０を接続することに
よつて得られる。ポテンシヨメータ６４は正
電圧源と接地との間に接続される。
絶対値回路４４の出力電圧SCATRは、ポ
テンシヨメータ６８とその可動タツプ７０を
介して比較器５８の反転入力端子に供給され
る。
テンシヨメータ６８とその可動タツプ７０を
介して比較器５８の反転入力端子に供給され
る。
もしポテンシヨメータ６８のタツプ７０と
ポテンシヨメータ５６のタツプ５７とが共に
非接地側端部に設定されると、絶対値回路４
４の出力電圧SCATR（現在の収縮期SMAX
からの差を表わす）が該差の長時間平均値
SAVSC（コンデンサ４５の両端子間電圧で
表わされる）よりも小さいとき、比較器５８
の出力は正となる。比較器５８の出力が正の
とき、有効値に対する第２基準が合致し、
SMAXの値が有効であることを示す。これは
第２Ｂ図に示されており、SCATRがSAVSC
よりも小さいときのSMAXが有効となる。こ
の第２基準に対するSCATRとSAVSCの値の
関係はタツプ５７，７０を調整することによ
つて変化できる。この場合は、SCATRが比
較器５８の反転入力端子に直接印加されない
が、該反転入力端子に印加される電圧を実質
上SCATRと考えうることは勿論である。
ポテンシヨメータ５６のタツプ５７とが共に
非接地側端部に設定されると、絶対値回路４
４の出力電圧SCATR（現在の収縮期SMAX
からの差を表わす）が該差の長時間平均値
SAVSC（コンデンサ４５の両端子間電圧で
表わされる）よりも小さいとき、比較器５８
の出力は正となる。比較器５８の出力が正の
とき、有効値に対する第２基準が合致し、
SMAXの値が有効であることを示す。これは
第２Ｂ図に示されており、SCATRがSAVSC
よりも小さいときのSMAXが有効となる。こ
の第２基準に対するSCATRとSAVSCの値の
関係はタツプ５７，７０を調整することによ
つて変化できる。この場合は、SCATRが比
較器５８の反転入力端子に直接印加されない
が、該反転入力端子に印加される電圧を実質
上SCATRと考えうることは勿論である。
前述したように、SCATRはSMAXと、過
去の複数個のピーク振幅の長時間平均値との
実際の差である。SAVSCは前記差の長時間
平均値である。現在のピーク振幅と過去の複
数個のピーク振幅の平均値との差が、過去の
複数個のピーク振幅に対する同様な差より、
所定値より大きいときは、経験則より、現在
のピークはノイズスパイクであると推察でき
る。
去の複数個のピーク振幅の長時間平均値との
実際の差である。SAVSCは前記差の長時間
平均値である。現在のピーク振幅と過去の複
数個のピーク振幅の平均値との差が、過去の
複数個のピーク振幅に対する同様な差より、
所定値より大きいときは、経験則より、現在
のピークはノイズスパイクであると推察でき
る。
第１基準と第２基準とが合致したとき、
ANDゲート３８への両入力は正となり、リ
レーコイル２９が付勢され、SMAXの現在値
が有効であると認識される。この付勢される
期間が有効期間であり、その他の期間が無効
期間である。
ANDゲート３８への両入力は正となり、リ
レーコイル２９が付勢され、SMAXの現在値
が有効であると認識される。この付勢される
期間が有効期間であり、その他の期間が無効
期間である。
3.1.3 有効および無効の最高血圧信号の計数
MV１２からのパルスP12のそれぞれに応じ
てその都度サンプル・ホールド回路１４から
出力される最大値がすべて必要（または有
効）であるとは限らない。所定期間に生じる
有効な最大値の数は、該有効な最大値に時間
的に一致するパルスP12の数を計数すること
によつて確定され、そして無効な最大値の数
はそれと時間的に一致するパルスP12の数を
計数することによつて確定され得る。本実施
例ではこのようにパルスP12の数を計数する
方式を用いるため、最大値信号SMAXがリレ
ー・コイル２９を付勢するのに要する時間に
等しい遅延時間を有する遅延回路７２を介し
てパルスP12をスイツチS1に印加している。
最大値信号SMAXが無効なときリレー・コイ
ル２９は付勢されないので、スイツチS1は図
示する如く端子Ｉに接触したままである。し
かし、最大値信号SMAXが有効なときリレ
ー・コイル２９は付勢されるので、スイツチ
S1は端子Ｖ側に切換わる。端子Ｉ，Ｖがそれ
ぞれ接続されている積分器７４，７６は遅延
回路８０を介してタイマ７８からのパルスに
よつて周期的に放電される。これらのパルス
とパルスとの間隔は前もつて規定した時間
隔、例えば１秒に等しい。この期間中に収縮
期血圧、弛緩期血圧の平均値および平均値血
圧がプロツト表示におけるデータ点のために
とられる。前記時間隔の終了時におけるる積
分器７４，７６の出力信号INVSY，VALSY
は、端子Ｉに供給されるパルスP12の数Ｐ12
Ｉ、端子Ｖに供給されるパルスP12の数Ｐ12V
にそれぞれ比例している。
てその都度サンプル・ホールド回路１４から
出力される最大値がすべて必要（または有
効）であるとは限らない。所定期間に生じる
有効な最大値の数は、該有効な最大値に時間
的に一致するパルスP12の数を計数すること
によつて確定され、そして無効な最大値の数
はそれと時間的に一致するパルスP12の数を
計数することによつて確定され得る。本実施
例ではこのようにパルスP12の数を計数する
方式を用いるため、最大値信号SMAXがリレ
ー・コイル２９を付勢するのに要する時間に
等しい遅延時間を有する遅延回路７２を介し
てパルスP12をスイツチS1に印加している。
最大値信号SMAXが無効なときリレー・コイ
ル２９は付勢されないので、スイツチS1は図
示する如く端子Ｉに接触したままである。し
かし、最大値信号SMAXが有効なときリレ
ー・コイル２９は付勢されるので、スイツチ
S1は端子Ｖ側に切換わる。端子Ｉ，Ｖがそれ
ぞれ接続されている積分器７４，７６は遅延
回路８０を介してタイマ７８からのパルスに
よつて周期的に放電される。これらのパルス
とパルスとの間隔は前もつて規定した時間
隔、例えば１秒に等しい。この期間中に収縮
期血圧、弛緩期血圧の平均値および平均値血
圧がプロツト表示におけるデータ点のために
とられる。前記時間隔の終了時におけるる積
分器７４，７６の出力信号INVSY，VALSY
は、端子Ｉに供給されるパルスP12の数Ｐ12
Ｉ、端子Ｖに供給されるパルスP12の数Ｐ12V
にそれぞれ比例している。
最大値信号SMAXが生じる端子２８は、直
列接続された常開スイツチS2およびS3を介し
て積分器８６に接続されている。スイツチS2
はパルスP12がリレー・コイル８４を付勢す
ることによつて閉じ、スイツチS3もリレー・
コイル２９の付勢によつて閉じる。両スイツ
チS2，S3が閉じると、最大値信号SMAXがサ
ンプルされて積分器８６に供給される。積分
器８６は、両積分器７４，７６と同様に、遅
延回路８０を介してタイマ７８から供給され
るパルスによつて動作し、該積分器８６の出
力信号DWASYは除算器８８の一方の入力端
子に供給されている。また除算器８８の他方
の入力端子には積分器７６の出力信号
VALSYが供給され、有効な最大値のサンプ
ルの積分値を、既に受信した有効な最大値の
数に比例した電圧で除算した値に等しい出力
信号ＳAVが除算器８８から発生される。その
結果、有効な最大値SMAXの平均値を表わす
収縮期血圧信号ＳAVが得られる。
列接続された常開スイツチS2およびS3を介し
て積分器８６に接続されている。スイツチS2
はパルスP12がリレー・コイル８４を付勢す
ることによつて閉じ、スイツチS3もリレー・
コイル２９の付勢によつて閉じる。両スイツ
チS2，S3が閉じると、最大値信号SMAXがサ
ンプルされて積分器８６に供給される。積分
器８６は、両積分器７４，７６と同様に、遅
延回路８０を介してタイマ７８から供給され
るパルスによつて動作し、該積分器８６の出
力信号DWASYは除算器８８の一方の入力端
子に供給されている。また除算器８８の他方
の入力端子には積分器７６の出力信号
VALSYが供給され、有効な最大値のサンプ
ルの積分値を、既に受信した有効な最大値の
数に比例した電圧で除算した値に等しい出力
信号ＳAVが除算器８８から発生される。その
結果、有効な最大値SMAXの平均値を表わす
収縮期血圧信号ＳAVが得られる。
同一期間の有効な最小値DMINの平均値を
表わす弛緩期血圧信号ＤAVは弛緩期回路９０
によつて得られる。なお、弛緩期回路９０
は、上述した有効最大値の平均値を得るのと
同様な動作を行う回路構成であるため詳細は
省略する。端子２８′に生じる最小値DMIN
およびMV２２からのパルスP22が供給され、
その他の信号はすべて同じである。
表わす弛緩期血圧信号ＤAVは弛緩期回路９０
によつて得られる。なお、弛緩期回路９０
は、上述した有効最大値の平均値を得るのと
同様な動作を行う回路構成であるため詳細は
省略する。端子２８′に生じる最小値DMIN
およびMV２２からのパルスP22が供給され、
その他の信号はすべて同じである。
3.1.4 平均値血圧信号の導出
抵抗器４とコンデンサ６との共通接続点８
には血圧信号PDATAの平均値信号BMAVG
が生じるが、血圧を正確に表わしていない信
号によつて影響を受けるので、正確な平均値
を表わしてはいない。そのため以下に示す回
路で平均値信号BMAVGのサンプルの平均値
M′が求められる。M′は最大値SMAXあるい
は最小値DMINが有効であるときにのみ得ら
れ、平均値信号BMAVGのサンプル平均値で
ある。最大値SMAXが有効なときのスイツチ
S1の端子ＶからのパルスＰ12VはOR回路９２
の一方の入力端子に供給され、そして同様に
最小値DMINが有効なときの弛緩期回路９０
からの同様なパルスＰ22Vが該OR回路９２の
他方の入力端子に供給される。これらのパル
スＰ12V，Ｐ22Vの存在により、該パルスに応
じた出力パルスが、遅延回路８０からのタイ
ミング・パルスに応じて他の積分器と同様に
動作する積分器９４に供給される。積分器９
４は、有効なパルスＰ12VおよびＰ22Vの合計
に比例した電圧を除算器９６に供給する。
には血圧信号PDATAの平均値信号BMAVG
が生じるが、血圧を正確に表わしていない信
号によつて影響を受けるので、正確な平均値
を表わしてはいない。そのため以下に示す回
路で平均値信号BMAVGのサンプルの平均値
M′が求められる。M′は最大値SMAXあるい
は最小値DMINが有効であるときにのみ得ら
れ、平均値信号BMAVGのサンプル平均値で
ある。最大値SMAXが有効なときのスイツチ
S1の端子ＶからのパルスＰ12VはOR回路９２
の一方の入力端子に供給され、そして同様に
最小値DMINが有効なときの弛緩期回路９０
からの同様なパルスＰ22Vが該OR回路９２の
他方の入力端子に供給される。これらのパル
スＰ12V，Ｐ22Vの存在により、該パルスに応
じた出力パルスが、遅延回路８０からのタイ
ミング・パルスに応じて他の積分器と同様に
動作する積分器９４に供給される。積分器９
４は、有効なパルスＰ12VおよびＰ22Vの合計
に比例した電圧を除算器９６に供給する。
OR回路９２の出力パルスはまたリレー・
コイル９８を付勢するので、共通接続点８と
積分器１００との間に接続された常開スイツ
チS4が閉じる。すると、血圧信号PDATAの
平均値信号BMAVGがサンプルされて、サン
プル値Ｎとして積分器１００に供給される。
積分器１００は他の積分器と同様に遅延回路
８０からのタイミング・パルスに従つてサン
プル値Ｍを積分し、その積分出力信号
DWAMNを除算器９６の他方の入力端子に
供給する。除算器９６の出力信号M′は、サ
ンプル値Ｍの総和を有効なパルスＰ12Vおよ
びＰ22Vの数の総和に比例した電圧で除算し
た値を表わす。従つて、信号M′は、有効な
パルスＰ12VおよびＰ22Vの期間における平均
値BMAVGの平均であり、平均値血圧信号と
なる。
コイル９８を付勢するので、共通接続点８と
積分器１００との間に接続された常開スイツ
チS4が閉じる。すると、血圧信号PDATAの
平均値信号BMAVGがサンプルされて、サン
プル値Ｎとして積分器１００に供給される。
積分器１００は他の積分器と同様に遅延回路
８０からのタイミング・パルスに従つてサン
プル値Ｍを積分し、その積分出力信号
DWAMNを除算器９６の他方の入力端子に
供給する。除算器９６の出力信号M′は、サ
ンプル値Ｍの総和を有効なパルスＰ12Vおよ
びＰ22Vの数の総和に比例した電圧で除算し
た値を表わす。従つて、信号M′は、有効な
パルスＰ12VおよびＰ22Vの期間における平均
値BMAVGの平均であり、平均値血圧信号と
なる。
3.1.5 出力信号の精度が悪いことの警告表示
収縮期回路における無効パルスＰ12I対有
効パルスＰ12Vの比あるいは弛緩期回路９０
における無効パルスＰ22I対有効パルスＰ22V
の比が所定値より大きければ、得られる信号
の精度は悪いので警告信号が発せられる。収
縮期回路において、パルスＰ12Iの数対パル
スＰ12Vの数の比（すなわちINVSY対
VALSY）に等しい電圧は、両積分器７４，
７６の出力信号を除算器１０２のそれぞれの
入力端子に供給することにより該除算器１０
２の出力信号として求まる。前記電圧は比較
器１０４の非反転入力端子に供給され、そし
てその反転入力端子にはポテンシヨメータ１
０８のタツプ１０６による正の分電圧が供給
されている。無効パルス対有効パルスの比が
大き過ぎれば、除算器１０２の出力電圧がタ
ツプ１０６の電圧を越し、そのため比較器１
０４の出力信号は正となる。この出力信号が
一方の入力端子に供給されるOR回路１０７
の他方の入力端子には、弛緩期回路９０の同
一回路（図示せず）のＡ出力信号が供給され
ている。OR回路１０７の両入力信号あるい
は一方が正であれば、該回路１０７の出力信
号PSも正となり、警告信号となる。
効パルスＰ12Vの比あるいは弛緩期回路９０
における無効パルスＰ22I対有効パルスＰ22V
の比が所定値より大きければ、得られる信号
の精度は悪いので警告信号が発せられる。収
縮期回路において、パルスＰ12Iの数対パル
スＰ12Vの数の比（すなわちINVSY対
VALSY）に等しい電圧は、両積分器７４，
７６の出力信号を除算器１０２のそれぞれの
入力端子に供給することにより該除算器１０
２の出力信号として求まる。前記電圧は比較
器１０４の非反転入力端子に供給され、そし
てその反転入力端子にはポテンシヨメータ１
０８のタツプ１０６による正の分電圧が供給
されている。無効パルス対有効パルスの比が
大き過ぎれば、除算器１０２の出力電圧がタ
ツプ１０６の電圧を越し、そのため比較器１
０４の出力信号は正となる。この出力信号が
一方の入力端子に供給されるOR回路１０７
の他方の入力端子には、弛緩期回路９０の同
一回路（図示せず）のＡ出力信号が供給され
ている。OR回路１０７の両入力信号あるい
は一方が正であれば、該回路１０７の出力信
号PSも正となり、警告信号となる。
3.1.6 データ数が不十分な場合の処理
実際には何らかの理由で血圧信号PDATA
が消失することがある。タイマ７８からのパ
ルスとパルスとの間隔中に生ずる有効最大値
および有効最小値の両方が所定数以下になれ
ば、プロツトするための信頼ある平均値を求
めるのには不十分と考えられる。このような
場合、収縮期血圧の平均値ＳAV、弛緩期血圧
の平均値ＤAVおよび平均血圧値M′のレコー
ダ１１６での表示を阻止することが望まし
い。そのために、ポテンシヨメータ１１２の
タツプ１１０による正の分電圧が反転入力端
子に供給されている比較器１０９の非反転入
力端子には積分器７６からの有効パルスＰ12
Ｖの数に比例した値をとる信号VALSYが供給
されている。有効パルスＰ12Vの所定数が積
分器７６に供給された後、該積分器７６によ
つて発生されるであろう電圧にタツプ１１０
は設定される。有効パルスの数が所定数を越
すと、比較器１０９の出力信号は正となる。
この出力信号、および弛緩期回路９０の同一
出力信号Ｂとタイマ７８からのパルスが、
ANDゲート１１４に供給されている。タイ
マ７８によつてパルスが発生される時刻まで
に、信号VALSYによつて表わされる有効最
大パルスＰ12Vの数および弛緩期回路９０か
ら発生される信号VALDIによつて表わされ
る有効最小パルスＰ22Vの数の両方が、デー
タ数として十分と考えられる最小値を越すな
らば、ANDゲート１１４のすべての入力信
号は正となり、レコーダ１１６は前記時刻に
おける信号ＳAV，ＤAVおよびM′を受信す
る。タイマ７８がパルスを発生するときに、
収縮期回路における比較器１０９の出力信号
あるいは弛緩期回路９０における対応比較器
の出力信号の両方またはいずれか一方が正で
なければ、ANDゲート１１４の出力信号ID
は負となり、そのため信号ＳAV，ＤAVおよび
M′をレコーダ１１６が表示することが禁止
される。なお、レコーダ１１６にてこれらの
信号の表示手段およびその禁止については従
来周知であるるから省略する。
が消失することがある。タイマ７８からのパ
ルスとパルスとの間隔中に生ずる有効最大値
および有効最小値の両方が所定数以下になれ
ば、プロツトするための信頼ある平均値を求
めるのには不十分と考えられる。このような
場合、収縮期血圧の平均値ＳAV、弛緩期血圧
の平均値ＤAVおよび平均血圧値M′のレコー
ダ１１６での表示を阻止することが望まし
い。そのために、ポテンシヨメータ１１２の
タツプ１１０による正の分電圧が反転入力端
子に供給されている比較器１０９の非反転入
力端子には積分器７６からの有効パルスＰ12
Ｖの数に比例した値をとる信号VALSYが供給
されている。有効パルスＰ12Vの所定数が積
分器７６に供給された後、該積分器７６によ
つて発生されるであろう電圧にタツプ１１０
は設定される。有効パルスの数が所定数を越
すと、比較器１０９の出力信号は正となる。
この出力信号、および弛緩期回路９０の同一
出力信号Ｂとタイマ７８からのパルスが、
ANDゲート１１４に供給されている。タイ
マ７８によつてパルスが発生される時刻まで
に、信号VALSYによつて表わされる有効最
大パルスＰ12Vの数および弛緩期回路９０か
ら発生される信号VALDIによつて表わされ
る有効最小パルスＰ22Vの数の両方が、デー
タ数として十分と考えられる最小値を越すな
らば、ANDゲート１１４のすべての入力信
号は正となり、レコーダ１１６は前記時刻に
おける信号ＳAV，ＤAVおよびM′を受信す
る。タイマ７８がパルスを発生するときに、
収縮期回路における比較器１０９の出力信号
あるいは弛緩期回路９０における対応比較器
の出力信号の両方またはいずれか一方が正で
なければ、ANDゲート１１４の出力信号ID
は負となり、そのため信号ＳAV，ＤAVおよび
M′をレコーダ１１６が表示することが禁止
される。なお、レコーダ１１６にてこれらの
信号の表示手段およびその禁止については従
来周知であるるから省略する。
3.1.7 コメント
第２Ａ図の場合において、最大値信号のす
べてのピークは、平均値BMAVGを越して変
化するが、これらのピークのいくつかはスプ
リアス摂動に基づいている。それらのいくつ
かは、本出願人が同日付で別途提出した特開
昭54−155685号「血圧検出装置」にも示され
ているように平均値BMAVGに正、負のオフ
セツトをかける方法によつても除去できる。
べてのピークは、平均値BMAVGを越して変
化するが、これらのピークのいくつかはスプ
リアス摂動に基づいている。それらのいくつ
かは、本出願人が同日付で別途提出した特開
昭54−155685号「血圧検出装置」にも示され
ているように平均値BMAVGに正、負のオフ
セツトをかける方法によつても除去できる。
また濾波器を通した基準信号SSAVGを減
算器４０に供給する代りに、本出願人が同日
付で別途提出した特開昭55−10981号「血圧
測定装置」にも紹介されている手段によつて
得られる基準信号を用いることも可能であ
る。前記後者の特許公開公報に記載されてい
る装置において、信号SSAVGの値は、２〜
３の先行ピークの平均振幅とピークの振幅と
の間の差に従つた量だけ、各ピークに応答し
て変化する。この差が大きくなればなる程、
変化量は小さくなる。
算器４０に供給する代りに、本出願人が同日
付で別途提出した特開昭55−10981号「血圧
測定装置」にも紹介されている手段によつて
得られる基準信号を用いることも可能であ
る。前記後者の特許公開公報に記載されてい
る装置において、信号SSAVGの値は、２〜
３の先行ピークの平均振幅とピークの振幅と
の間の差に従つた量だけ、各ピークに応答し
て変化する。この差が大きくなればなる程、
変化量は小さくなる。
第１図の回路で処理される入力信号は、血
圧信号PDATAの各最大値S1〜S8の振幅を表
わす連続的な信号SMAXである。各最大値に
対応するSMAXは次の最大値が生ずるまで維
持される。信号SSAVGを基準信号として発
生する抵抗器４１、コンデンサ４２による低
域通過形濾波器の時定数は、収縮期血圧の振
幅変化よりも極めて遅い速度で前記信号
SSAVGの振幅変化が起るように選択されて
いる。そのため、信号SMAXの瞬時振幅と
SSAVGとの差による絶対値信号SCATRが減
算器４０及び絶対値回路４４によつて発生さ
れるので、該回路４４によつて最大値信号
SMAXの所定値からの瞬時振幅差が得られ
る。信号SAVSCによつてこれらの偏差値の
移動平均値が表わされ（第２Ｂ図参照）、そ
して偏差値の減少は増大よりも極めて早く行
われるようになる。信号SSAVGおよび
SAVSCを得る濾波器の時定数は入力信号
PDATAが血圧あるいはその類似情報を表わ
すか否かによつて変化できるが、抵抗器４１
とコンデンサ４２との濾波器の時定数は15秒
が血圧信号に対して適当であつた。また、抵
抗器４８とコンデンサ４５との濾波器あるい
は抵抗器５２とコンデンサ４５との濾波器の
時定数は、それぞれ30秒あるいは60秒が適当
であつた。
圧信号PDATAの各最大値S1〜S8の振幅を表
わす連続的な信号SMAXである。各最大値に
対応するSMAXは次の最大値が生ずるまで維
持される。信号SSAVGを基準信号として発
生する抵抗器４１、コンデンサ４２による低
域通過形濾波器の時定数は、収縮期血圧の振
幅変化よりも極めて遅い速度で前記信号
SSAVGの振幅変化が起るように選択されて
いる。そのため、信号SMAXの瞬時振幅と
SSAVGとの差による絶対値信号SCATRが減
算器４０及び絶対値回路４４によつて発生さ
れるので、該回路４４によつて最大値信号
SMAXの所定値からの瞬時振幅差が得られ
る。信号SAVSCによつてこれらの偏差値の
移動平均値が表わされ（第２Ｂ図参照）、そ
して偏差値の減少は増大よりも極めて早く行
われるようになる。信号SSAVGおよび
SAVSCを得る濾波器の時定数は入力信号
PDATAが血圧あるいはその類似情報を表わ
すか否かによつて変化できるが、抵抗器４１
とコンデンサ４２との濾波器の時定数は15秒
が血圧信号に対して適当であつた。また、抵
抗器４８とコンデンサ４５との濾波器あるい
は抵抗器５２とコンデンサ４５との濾波器の
時定数は、それぞれ30秒あるいは60秒が適当
であつた。
基準とする信号SSAVGの代りに一定値電
圧を使用することも可能である。この場合
は、最大値信号SMAXを観測しながら、実際
の収縮期血圧の変化に対応した振幅変化の範
囲内にその一定値電圧を設定すればよい。例
えばSMAXの値がそれ程大幅に変化しない場
合は、その値の平均値をほぼ表わす一定値を
使用できる。SMAXの値を有効と考えうる
SAVSCに対しSCATRがあまりにも大きいと
考えられる場合には、比較器５８の出力信号
が負となるように、両ポテンシヨメータ６
８，５６のタツプ７０，５７を設定すること
ができる。
圧を使用することも可能である。この場合
は、最大値信号SMAXを観測しながら、実際
の収縮期血圧の変化に対応した振幅変化の範
囲内にその一定値電圧を設定すればよい。例
えばSMAXの値がそれ程大幅に変化しない場
合は、その値の平均値をほぼ表わす一定値を
使用できる。SMAXの値を有効と考えうる
SAVSCに対しSCATRがあまりにも大きいと
考えられる場合には、比較器５８の出力信号
が負となるように、両ポテンシヨメータ６
８，５６のタツプ７０，５７を設定すること
ができる。
ANDゲート３８の出力信号が正であつて
有効な信号SMAXを示すときには、パルス
P12はスイツチS1を介して積分器７６に供給
され、そして該パルスP12の持続期間におけ
る最大値信号SMAXのサンプル信号は両スイ
ツチS2，S3を介して積分器８６に供給され
る。ANDゲート３８の出力信号が低レベル
であつて無効な最大値信号SMAXを示すとき
には、パルスP12はスイツチS1を介して積分
器７４に供給される。タイマ７８からのパル
スによつて周期的に積分器７６，８６および
７４をリセツトすることによつて、該積分器
７６の出力電圧は前記パルスとパルスの時間
隔中に受信された有効パルスP12の数に比例
し、前記積分器８６の出力電圧は最大値信号
SMAXの有効サンプル値の合計に比例し、そ
して前記積分器７４の出力電圧は前記パルス
とパルスの時間隔中に受信された無効パルス
P12の数に比例する。有効および無効なパル
スP12の数は、最大値信号SMAXを有効およ
び無効と扱うそれぞれの期間に比例してい
る。除算器８８によりすべての有効な収縮期
サンプルの平均値信号ＳAVが発生される。除
算器１０２により無効なパルスＰ12Iの数対
有効なパルスＰ12Vの数の比に比例した電圧
が発生される。パルス・カウンタを用いると
するならば、積分器７４および７６の場所で
よい。
有効な信号SMAXを示すときには、パルス
P12はスイツチS1を介して積分器７６に供給
され、そして該パルスP12の持続期間におけ
る最大値信号SMAXのサンプル信号は両スイ
ツチS2，S3を介して積分器８６に供給され
る。ANDゲート３８の出力信号が低レベル
であつて無効な最大値信号SMAXを示すとき
には、パルスP12はスイツチS1を介して積分
器７４に供給される。タイマ７８からのパル
スによつて周期的に積分器７６，８６および
７４をリセツトすることによつて、該積分器
７６の出力電圧は前記パルスとパルスの時間
隔中に受信された有効パルスP12の数に比例
し、前記積分器８６の出力電圧は最大値信号
SMAXの有効サンプル値の合計に比例し、そ
して前記積分器７４の出力電圧は前記パルス
とパルスの時間隔中に受信された無効パルス
P12の数に比例する。有効および無効なパル
スP12の数は、最大値信号SMAXを有効およ
び無効と扱うそれぞれの期間に比例してい
る。除算器８８によりすべての有効な収縮期
サンプルの平均値信号ＳAVが発生される。除
算器１０２により無効なパルスＰ12Iの数対
有効なパルスＰ12Vの数の比に比例した電圧
が発生される。パルス・カウンタを用いると
するならば、積分器７４および７６の場所で
よい。
このようなサンプル技法により、各サンプ
ル間の時間および平均値信号BMAVGと血圧
信号PDATAが交差する時刻に関係なく、最
大値信号SMAXの有効サンプル値の平均値が
信号ＳAVで表わされる。そのため、時刻が一
致するかあるいは時間差が無視されるなら
ば、スイツチS2を閉じたままにすることがで
き、そして一定電圧をスイツチS1に供給する
ことができる。積分器７６の出力電圧は最大
値信号SMAXが有効である期間で且つタイマ
７８によつて設定される期間内の時間に比例
し、積分器７４の出力電圧は前記信号SMAX
が無効な期間内の時間に比例し、そして積分
器８６の出力電圧は前記信号SMAXの有効値
を積分した値である。除算器８８，１０２は
前述と同様に動作する。積分器８６は有効な
最大値信号SMAXの平均値を得るように動作
するならば、最大値信号SMAXの電圧を対応
する電流に変換するための回路を当該積分器
の前に挿入する必要がある。
ル間の時間および平均値信号BMAVGと血圧
信号PDATAが交差する時刻に関係なく、最
大値信号SMAXの有効サンプル値の平均値が
信号ＳAVで表わされる。そのため、時刻が一
致するかあるいは時間差が無視されるなら
ば、スイツチS2を閉じたままにすることがで
き、そして一定電圧をスイツチS1に供給する
ことができる。積分器７６の出力電圧は最大
値信号SMAXが有効である期間で且つタイマ
７８によつて設定される期間内の時間に比例
し、積分器７４の出力電圧は前記信号SMAX
が無効な期間内の時間に比例し、そして積分
器８６の出力電圧は前記信号SMAXの有効値
を積分した値である。除算器８８，１０２は
前述と同様に動作する。積分器８６は有効な
最大値信号SMAXの平均値を得るように動作
するならば、最大値信号SMAXの電圧を対応
する電流に変換するための回路を当該積分器
の前に挿入する必要がある。
3.2 デジタル信号プロセツサの説明
第１図の信号源２からの血圧信号PDATAを
基にして、最大および最小ピークを得そしてい
ずれのピークが有効かあるいは無効かの決定
は、同図に示したアナログ回路で可能である
が、同様にデジタル回路でも可能である。
基にして、最大および最小ピークを得そしてい
ずれのピークが有効かあるいは無効かの決定
は、同図に示したアナログ回路で可能である
が、同様にデジタル回路でも可能である。
3.2.1 デジタル回路
第３図は、本発明の別実施例による血圧検
出回路でデジタル式による回路のブロツク図
である。図において、データに基いた動作と
共に該データの流れの制御は、プログラム・
メモリ１１８のそれぞれの記憶位置にストア
されている命令に従つて行われる。プログラ
ム・カウンタ１２２からのコマンドに応答し
てメモリ制御器１２０によつてプログラム・
メモリ１１８から取出された命令は順序制御
器１２４に送られる。
出回路でデジタル式による回路のブロツク図
である。図において、データに基いた動作と
共に該データの流れの制御は、プログラム・
メモリ１１８のそれぞれの記憶位置にストア
されている命令に従つて行われる。プログラ
ム・カウンタ１２２からのコマンドに応答し
てメモリ制御器１２０によつてプログラム・
メモリ１１８から取出された命令は順序制御
器１２４に送られる。
血圧信号PDATAはアナログ・デジタル変
換器（ADC）１２６によつてデジタル信号
に変換された後Ｉ／Ｏプロセツサ１２８に供
給される。順序制御器１２４内のコンピユー
タ・クロツク源（図示せず）とは別個なクロ
ツク源１４０からのクロツク信号の間隔で
ADC１２６は信号PDATAをサンプルする。
このようにしてデジタル化された信号ＰSDの
Ａレジスタ１３０およびＢレジスタ１３２へ
の供給は、制御器１２４によつて制御され
る。また、両レジスタ１３０，１３２のいず
れか一方あるいは論理演算プロセツサ１３４
からメモリ制御器１３６へのデータ転送およ
びデータ・メモリ１３８（RWM）へのデー
タの格納が、順序制御器１２４によつて制御
される。
換器（ADC）１２６によつてデジタル信号
に変換された後Ｉ／Ｏプロセツサ１２８に供
給される。順序制御器１２４内のコンピユー
タ・クロツク源（図示せず）とは別個なクロ
ツク源１４０からのクロツク信号の間隔で
ADC１２６は信号PDATAをサンプルする。
このようにしてデジタル化された信号ＰSDの
Ａレジスタ１３０およびＢレジスタ１３２へ
の供給は、制御器１２４によつて制御され
る。また、両レジスタ１３０，１３２のいず
れか一方あるいは論理演算プロセツサ１３４
からメモリ制御器１３６へのデータ転送およ
びデータ・メモリ１３８（RWM）へのデー
タの格納が、順序制御器１２４によつて制御
される。
データに基づくすべての演算は両レジスタ
１３０，１３２にて行なわれる。プログラム
命令に基づき順序制御器１２４によつて、両
レジスタ１３０，１３２あるいはそれらのう
ち一方に関連するいくつかの演算を達成する
ためにプロセツサ１３４が制御される。加減
乗除の演算のほかシフト、転送交換、ブール
代数演算（AND、OR）あるいは試験の結果
がレジスタに残留する。レジスタ中の値がデ
ータ・メモリ１３８にストアされるべきもの
ならば、順序制御器１２４によつてメモリ制
御器１３６に別な命令が与えられる。
１３０，１３２にて行なわれる。プログラム
命令に基づき順序制御器１２４によつて、両
レジスタ１３０，１３２あるいはそれらのう
ち一方に関連するいくつかの演算を達成する
ためにプロセツサ１３４が制御される。加減
乗除の演算のほかシフト、転送交換、ブール
代数演算（AND、OR）あるいは試験の結果
がレジスタに残留する。レジスタ中の値がデ
ータ・メモリ１３８にストアされるべきもの
ならば、順序制御器１２４によつてメモリ制
御器１３６に別な命令が与えられる。
論理演算プロセツサ１３４あるいは順序制
御器１２４によつてプログラム・カウンタ１
２２をリセツトすることにより、ある順序に
従つて命令はプログラム・メモリ１１８から
メモリ制御器１２０に取出される。例えば試
験比較命令はプログラム・カウンタ１２２の
内容に従つて、プログラム・メモリ１１８か
ら取出される一連のプログラム命令において
別々なブランチを選択する。
御器１２４によつてプログラム・カウンタ１
２２をリセツトすることにより、ある順序に
従つて命令はプログラム・メモリ１１８から
メモリ制御器１２０に取出される。例えば試
験比較命令はプログラム・カウンタ１２２の
内容に従つて、プログラム・メモリ１１８か
ら取出される一連のプログラム命令において
別々なブランチを選択する。
外部クロツク源１４０からの非同期タイミ
ング・パルスはＩ／Ｏプロセツサ１２８に供
給され、そしてそのことは順序制御器１２４
に知らされる。次いでプログラム・カウンタ
１２２はプログラムのタイミング部にシフト
される。それにより、例えばＩ／Ｏプロセツ
サ１２８を命令してADC１２６でアナログ
の血圧信号PDATAをサンプルし、そして該
サンプルされた信号を両レジスタ１３０，１
３２の１つを介してデータ・メモリ１３８に
転送せしめる。プログラムのタイミング部が
完了した後、装置がその通常の処理を再度続
行するためにカウンタ１２２は設定し直され
る。
ング・パルスはＩ／Ｏプロセツサ１２８に供
給され、そしてそのことは順序制御器１２４
に知らされる。次いでプログラム・カウンタ
１２２はプログラムのタイミング部にシフト
される。それにより、例えばＩ／Ｏプロセツ
サ１２８を命令してADC１２６でアナログ
の血圧信号PDATAをサンプルし、そして該
サンプルされた信号を両レジスタ１３０，１
３２の１つを介してデータ・メモリ１３８に
転送せしめる。プログラムのタイミング部が
完了した後、装置がその通常の処理を再度続
行するためにカウンタ１２２は設定し直され
る。
血圧信号PDATAの最大ピークあるいは最
小ピークを表わすデジタル信号を得るように
すべてのデータ処理が完了したら、制御器１
２４はコマンド信号を発生して、Ｉ／Ｏプロ
セツサ１２８からデジタル信号がデジタル・
アナログ変換器（DAC）１４２に供給さ
れ、該DAC１４２は該デジタル信号を収縮
期あるいは弛緩期ピークに対応したアナログ
信号に変換する。
小ピークを表わすデジタル信号を得るように
すべてのデータ処理が完了したら、制御器１
２４はコマンド信号を発生して、Ｉ／Ｏプロ
セツサ１２８からデジタル信号がデジタル・
アナログ変換器（DAC）１４２に供給さ
れ、該DAC１４２は該デジタル信号を収縮
期あるいは弛緩期ピークに対応したアナログ
信号に変換する。
第１図は本発明の一実施例による血圧検出装置
のブロツク図、第２Ａ〜３Ｃ図は第１図を説明す
るための信号波形図、２：血圧信号源、１２，２
２：単安定マルチバイブレータ、１４，２４：サ
ンプル・ホールド回路、１６：最大ピーク検出
器、２０：最小ピーク検出器、３０，４０：減算
器、４４：絶対値回路、７４，７６，８６，９
４，１００：積分器、７８：タイマ、８８，９
６，１０２：除算器である。 第３図は本発明の別実施例のブロツク図であ
る。
のブロツク図、第２Ａ〜３Ｃ図は第１図を説明す
るための信号波形図、２：血圧信号源、１２，２
２：単安定マルチバイブレータ、１４，２４：サ
ンプル・ホールド回路、１６：最大ピーク検出
器、２０：最小ピーク検出器、３０，４０：減算
器、４４：絶対値回路、７４，７６，８６，９
４，１００：積分器、７８：タイマ、８８，９
６，１０２：除算器である。 第３図は本発明の別実施例のブロツク図であ
る。
Claims (1)
- １ 直接法による血圧検出装置において、血圧値
を示すトランスジユーサからの血圧信号
（PDATA）の第１平均値信号（BMAVG）を発生
する第１信号発生回路と、前記血圧信号の最大値
を検出するピーク検出器と、前記血圧信号と前記
第１平均値信号とを比較して、前記血圧信号が前
記第１平均値信号より小さいときに比較パルスを
発生する比較器と、前記ピーク検出器の出力信号
および前記比較パルスに応答し前記血圧信号の最
大値信号（SMAX）を保持するサプルホールド回
路と、前記最大値信号の平均電圧または該平均電
圧に対応する一定電圧を表わす第２平均値信号
（SSAVG）を発生する信号発生回路と、前記最大
値信号と前記第２平均値信号との差の絶対値を表
わす第１信号（SCATR）を発生する差信号発生
回路と、前記第１信号の平均値を表わす第３平均
値信号（SAVSC）を発生する平均信号発生回路
と、前記第１信号が前記第３平均値信号より小さ
いときに第１出力信号を発生する第１出力回路
と、前記最大値信号と前記第１平均値信号との差
が所定値より大きいときに第２出力信号を発生す
る第２出力回路と、前記第１、第２出力信号の発
生を検出するAND回路と、前記AND回路の出力
信号発生期間における前記最大値信号の積分値を
前記比較パルス数の積分値で割算し、その結果を
平均値の収縮期血圧信号として導出する検出回路
と、から成る血圧検出装置。
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US05/894,873 US4223681A (en) | 1978-04-10 | 1978-04-10 | Validation of blood pressure |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5510982A JPS5510982A (en) | 1980-01-25 |
| JPS6133578B2 true JPS6133578B2 (ja) | 1986-08-02 |
Family
ID=25403617
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4412979A Granted JPS5510982A (en) | 1978-04-10 | 1979-04-10 | Blooddpressure detector |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4223681A (ja) |
| JP (1) | JPS5510982A (ja) |
Families Citing this family (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2948616A1 (de) * | 1979-10-05 | 1981-04-09 | Maag-Zahnräder & -Maschinen AG, 8023 Zürich | Verfahren zum messen von rundlauffehlern eines zahnrades |
| US4499548A (en) * | 1980-07-02 | 1985-02-12 | Hewlett-Packard Company | Data compression apparatus |
| JPS58122428A (ja) * | 1982-01-18 | 1983-07-21 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 電磁流量計変換器 |
| US4461266A (en) * | 1982-04-29 | 1984-07-24 | Critikon, Inc. | Adaptive incremental blood pressure monitor |
| JPS5911282U (ja) * | 1982-07-14 | 1984-01-24 | 株式会社日立製作所 | 冷温水器 |
| USRE35409E (en) * | 1982-09-24 | 1996-12-24 | Moore; Sidney D. | Electrically addressable opto-electronic indicator for making dynamic evaluations of microscopic or larger subjects |
| JPS59147212A (ja) * | 1983-02-12 | 1984-08-23 | Shimadzu Corp | グラフイツク表示装置 |
| US4667680A (en) * | 1983-11-14 | 1987-05-26 | Hewlett-Packard Company | Apparatus and method for reduction in respiration artifact in pulmonary artery pressure measurement |
| US4729383A (en) * | 1984-12-07 | 1988-03-08 | Susi Roger E | Method and apparatus for automatically determining blood pressure measurements |
| US4705047A (en) * | 1985-09-30 | 1987-11-10 | Camino Laboratories, Inc. | Output circuit for physiological measuring instruments |
| US4772445A (en) * | 1985-12-23 | 1988-09-20 | Electric Power Research Institute | System for determining DC drift and noise level using parity-space validation |
| US4769760A (en) * | 1987-03-13 | 1988-09-06 | Cherne Medical, Inc. | Terrain biased dynamic multiple threshold synchronization method and apparatus |
| JPH084574B2 (ja) * | 1987-05-13 | 1996-01-24 | オムロン株式会社 | 電子血圧計 |
| US5253648A (en) * | 1991-10-11 | 1993-10-19 | Spacelabs Medical, Inc. | Method and apparatus for excluding artifacts from automatic blood pressure measurements |
| EP0563425B1 (en) * | 1992-04-02 | 1995-05-17 | Hewlett-Packard GmbH | Method for detecting artifacts in a blood pressure measuring system |
| US5585720A (en) * | 1995-10-23 | 1996-12-17 | Western Atlas International, Inc. | Signal processing method for multiexponentially decaying signals and application to nuclear magnetic resonance well logging tools |
| US5752919A (en) * | 1996-12-17 | 1998-05-19 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Mitigation of respiratory artifact in blood pressure signal using line segment smoothing |
| US7324848B1 (en) | 2004-07-19 | 2008-01-29 | Pacesetter, Inc. | Reducing data acquisition, power and processing for photoplethysmography and other applications |
| US7909768B1 (en) | 2004-07-19 | 2011-03-22 | Pacesetter, Inc. | Reducing data acquisition, power and processing for hemodynamic signal sampling |
| US7920913B1 (en) | 2007-06-29 | 2011-04-05 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for increasing implantable sensor accuracy |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3648688A (en) * | 1970-07-20 | 1972-03-14 | Human Factors Research Inc | Pulse jitter measurement |
-
1978
- 1978-04-10 US US05/894,873 patent/US4223681A/en not_active Expired - Lifetime
-
1979
- 1979-04-10 JP JP4412979A patent/JPS5510982A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4223681A (en) | 1980-09-23 |
| JPS5510982A (en) | 1980-01-25 |
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