JPS6333857B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明の背景 本発明は血圧監視、特に収縮期血圧を自動的に
測定する収縮期血圧測定装置に関連する。

被検者の収縮期血圧を測定する装置は、従来多
種類使用されている。旧式で簡単な装置は水銀圧
力計と組合せた加圧腕帯、即ちカフを有し、聴診
器でコロトコフ音を聴き、カフで感知した圧力を
圧力計で読取るものである。更に進歩した血圧測
定法では、加圧カフと動脈壁との間の距離を正確
に測定し、動脈で反射された超音波反射波の血流
速度による周波数偏移、即ちドプラーシフトによ
つて血圧が測定される。カテーテルを直接血管内
に挿入する他の方法も採用されている。

収縮期血圧を測定するオシログラフ法も公知で
ある。この方法では操作者は動脈内圧力の脈動強
度表示を観測する。この方法は、カフに接続され
た水銀圧力計の水銀柱の上面のはね返り、即ちバ
ウシングの程度を観察するか、又は圧力が加えら
れている耳介内血管に起こる閉鎖を測定すること
によつて間接的に行われる。これらのオシログラ
フ法は一般に、水銀柱上面の限界振動の発生を観
察して最大印加圧力となるべき収縮期血圧を決定
する。普通の水銀圧力計と加圧カフを使用した場
合には、カフ圧力をゆつくりとかつ均一に減少し
た時に起こる水銀柱上面のバウンシングを操作者
が観察した場合の最大圧力が収縮期血圧になる。
しかし、水銀柱は、慣性のため、狭少範囲の圧力
振動に敏感に応答しないから限界振動を測定する
ためには上記の方法は不正確である。

収縮期血圧を測定する上記の方法又は装置は、
狭い圧力脈動には不正確に応答すること、又は複
雑かつ高価な測定装置を必要とすること、などの
欠点がある。

“収縮期血圧を測定する装置と方法”に関する
米国特許第4009709号には、上記の欠点を克服で
きる比較的簡単でかつ自動的に正確な収縮期血圧
を測定する方法と装置が記載されている。この装
置では、血管に隣接して被検者に取付けたカフ内
の圧力を変化させ、血管内の脈動性圧力の表示で
ある時間依存性変動成分に対応する変動量をカフ
で測定し、印加圧力の変化に応じて上記変動量が
到達する最大値を決定し、この最大値の信号を記
憶し、その最大値発生時の印加圧力よりも大きい
印加圧力に対して上記変動量が記憶された最大値
の約半分に達する時期を決定し、更にこの最大値
の約半分の量に対応する印加圧力を読出すこと、
によつて被検者の収縮期血圧に対応する圧力が測
定される。カフから得られる信号は、血管内の脈
動性圧力の振幅に比例しかつ拡張期と収縮期間に
発生する急上昇波頭信号を含む血圧パルス成分
に、カフにより血管外部から付加された加圧カフ
圧力成分を加えた合計量に比例する変動量を含
む。

前記米国特許第4009709号に記載された収縮期
血圧測定装置の一部のブロツク図を第１図に示
す。このブロツク図は、出力端が増幅器１０２を
経てピークピーク検出器１０４の入力端に接続さ
れたフイルタ回路網１００を示す。フイルタ回路
網１００は入力導体１０６の入力信号１０６ａを
受信する。入力信号１０６ａは、カフ印加圧力の
表示である緩慢に増加する傾斜電圧に、被検者の
血管内の脈動性圧力表示である血圧パルス成分が
重畳した信号を含み、この脈動性圧力の変動成分
は、拡張期から収縮期に変わる血圧上昇間では他
の成分に比べて急激な上昇波頭信号を有する。フ
イルタ回路網１００は、出力波形１００ａから上
記カフ印加圧力に伴う傾斜電圧による影響を除去
するように構成される。傾斜電圧による影響は、
入力信号１０６ａの振幅を直線的に変動する成分
であると仮定され、フイルタ回路網１００が構成
されるので、このような仮定に一致しない不規則
的な擾乱が発生すると、フイルタ回路網１００
は、このような擾乱を除去できずに、その出力に
誤差を生ずる恐れがある。上記不規則的に擾乱
は、例えば、患者の随意筋又は不随意筋の活動、
血圧測定環境で起こる圧力関連ノイズ、カフの接
続空気管の動揺又は急振動等、種々の原因で発生
するアーチフアクトを含む。前記特許の装置で
は、上記の通りカフから得られる信号はフイルタ
回路網に送られてカフ圧力による傾斜電圧の影響
が除去される。この結果得られる振動性信号は血
管内の脈動性圧力の大きさに比例すると考えら
れ、次にピークピーク検出器は信号処理に利用さ
れる振幅測定を行う。しかし上記傾斜電圧に対し
直線的特性を仮定しても不規則かつ制御不可能の
偏差の発生により上記振幅測定に誤差を生ずる恐
れがある。例えば、もしカフ圧力による傾斜電圧
に大きな擾乱が起こると、フイルタ１００は回復
にかなり時間が必要であるから、血管内の脈動性
圧力の振幅に比例する変動信号を測定する基準線
１００ｂ（破線）に何等かの変化が起こる恐れが
ある。従つてサンプリング信号１０８に応答して
ピークピーク検出器１０４が動作される度毎に、
導体１１０に現われる出力信号１１０ａには基準
線１００ｂの変動のため、誤差のある出力をピー
クピーク検出器１０４から発生することがある。

また、アーチフアクトにはジクロート波が含ま
れる。一般に心臓の収縮、拡張に伴い、頚動脈、
鎖骨下動脈、橈骨動脈、脛骨動脈などの圧力脈波
はECG波形に示されるように変化する。ECG波
形では、最初の急激な高まりは心室が収縮し血液
を駆出することに由来する。その後下降して谷を
作るが、これは大動脈弁閉鎖により一部血液が逆
流することによる。それに続く小さな高まりがジ
クロート波と呼ばれ、血液が大動脈閉鎖に反動し
て生ずるものとされる。ジクロート波は、ゼロ傾
斜の部分を有し、従つて、収縮期血圧波に偶発的
に混入することがある。しかし、従来の収縮期血
圧測定装置では、このようなジクロート波の影響
を除去することができなかつた。

本発明は、カフ圧力による傾斜電圧に発生する
擾乱による影響を防止できる収縮期血圧測定装置
を提供することを目的とする。

本発明の他の目的は、カフから得られる変動信
号中にジクロート波等のゼロ傾斜を含むアーチフ
アクトが発生しても、擾乱の影響を阻止できる収
縮期血圧測定装置を提供することにある。

本発明の他の目的と利点は好適実施例と添付図
面による下記の詳細な説明により当業者には明か
となろう。

本発明の収縮期血圧測定装置は、被検者の血管
に隣接して可変圧力を印加するカフに接続されか
つ血管内の血圧パルスを電気信号に変換するトラ
ンスデユーサと、トランスデユーサの電気信号を
時間導関数信号に変換する微分回路網と、上記時
間導関数信号を積分し各血圧パルスの振幅に比例
する積分信号を生ずるアキユームレータと、上記
カフの圧力を変化させる間、上記積分信号の最大
値を記憶する記憶装置と、上記積分信号と継続す
る次の積分信号を順次比較し上記記憶装置に最大
値を記憶させる出力を生ずる最大比較器と、上記
最大値を所定の分数値に計数する分割装置と、上
記最大値に達した時のカフ圧力より大きいカフ圧
力で上記分数値と上記積分信号とを比較し該積分
信号が該分数値とほぼ等しいときに出力を生ずる
収縮期比較器と、収縮期比較器の出力及び前記ト
ランスデユーサからの電気信号を受け被検者の収
縮期血圧として印加圧力を読出す読出し装置とで
構成される。

又、本発明の他の実施例による収縮期血圧測定
装置は、被検者の血管に隣接して可変圧力を印加
するカフに接続されかつ血管内の血圧パルスを電
気信号に変換するトランスデユーサと、トランス
デユーサの電気信号を時間導関数信号に変換する
微分回路網と、上記時間導関数信号を積分し各血
圧パルスの振幅に比例する積分信号を生ずるアキ
ユームレータと、上記カフ圧力を変化させる間、
上記積分信号の最大値を記憶する記憶装置、上記
積分信号と継続する次の積分信号を順次比較し上
記記憶装置に最大値を記憶させる出力を生ずる最
大値比較器と、上記最大値を所定の分数値に計数
する分割装置と、上記最大値に達した時のカフ圧
力より大きいカフ圧力で上記分数値と上記積分信
号とを比較し該積分信号が該分数値とほぼ等しい
ときに出力を生ずる収縮期比較器と、収縮期比較
器の出力及び前記トランスデユーサからの電気信
号を受け被検者の収縮期血圧として印加圧力を読
出す読出し装置と、上記時間導関数信号を限界レ
ベル信号と比較し、前記時間導関数信号が該限界
レベル信号以上のとき、前記アキユームレータの
積分信号を上記記憶回路に供給する有効論理回路
と、で構成される。

本発明の目的は上記の通り新規な収縮期血圧測
定装置を提供することにあり、この装置は、カフ
から得られる信号に混入される不要成分による影
響を２方法によつて除去することができる。不要
成分の１つは、線形傾斜電圧の偏差影響及びこの
傾斜電圧に現われる恐れのある非常に低周波数の
擾乱ノイズである。このような不要成分を除去す
るため、本発明の収縮期血圧測定装置では、「ト
ランスデユーサの電気信号を時間導関数信号に変
換する微分回路網」及び「アキユームレータ」が
含まれる。即ち、カフから得られた血圧パルスを
表わす電気信号を一次微分又は二次微分した後、
積分することにより、上記線形傾斜電圧の偏差及
び低周波擾乱ノイズを完全に除去することができ
る。

不要成分が除去された時間導関数信号から得ら
れる積分信号は、特定範囲の微分信号、特に各血
圧パルスでの収縮期上昇と収縮期ピークとの間
で、変動信号の振幅に対応する信号が形成され
る。更に積分信号の最大値が決定されかつ記憶さ
れ、その後、その最大値の特定分数（例えば1/2）
に対応する積分信号が、その分数に対応する印加
圧力と共に決定される。この印加圧力は、収縮期
圧力に相当する。本発明では、あるカフ圧力でト
ランスデユーサから得られる被検者の血圧を表わ
す電気信号の最大振幅を測定し、更にカフ圧力を
増加して、前記電気信号の最大振幅のほぼ1/2に
ほぼ等しい振幅の電気信号が発生するときのカフ
圧力を測定すれば、このカフ圧力は、被検者の収
縮期血圧に等しいことを発見し、この原理を利用
してアーチフアクト等による誤差のない収縮期血
圧測定を行うことができる。

また、他の不要成分としては、ジクロート波等
のゼロ傾斜部分を含むアーチフアクトが存在する
が、このようなアーチフアクトの除去は、有効論
理回路を使用して限界レベルを超える時間導関数
信号が発生したとき積分信号を通過させることに
よつて行われる。

好適実施例の詳細説明 以下本発明の実施例を図面について説明する。

本発明の収縮期血圧測定装置を第２図にブロツ
ク図で示す通り、第１図の波形１０６ａと同じ波
形の入力信号は、入力導体２０６を経て微分回路
網２００に印加される。微分回路網２００の構成
は、血管内の脈動性圧力の振幅に比例する変動信
号の周波数に対応する周波数範囲において信号２
０６ａの一次微分を行うと共に、前記周波数範囲
より低い周波数の入力信号を二次微分して線形傾
斜電圧の偏差影響及びこの傾斜電圧に現われる恐
れのある非常に低周波数の擾乱の影響が除去され
る。

微分回路網２００に要求される性質を有するフ
イルタは、第５図に示すように、周波数範囲f₁−
f₂ではオクターブ傾斜（octave solope）当り−
6dbであり、f₁以下の周波数に対しては−12dbの
傾斜を有する利得対周波数特性を有する。即ち、
第５図は、周波数範囲f₁−f₂は、脈動性血圧の表
示である変動量を含むPac信号の帯域幅に相当す
る。脈動性血圧の表示である入力信号２０６ａの
帯域幅部は、微分されて微分回路網２００の出力
端に信号２００ａ（以下Ｐ信号で示す）として現
われる。

このＰ信号（２００ａ）は、増幅器２０２を経
て積分器２０４の入力端に送られ、Ｐ信号を各パ
ルスの所定間隔にわたつて積分すると各血圧パル
スのピークピーク圧力に対応する出力値が得られ
る。積分器２０４に接続されたサンプル−ホール
ド回路２０５は、各積分間隔の末期に積分器２０
４の出力端に現われる値をサンプルし、次の血圧
パルスの積分が始まるまでの中間期間中この値を
保持する。積分器２０４とサンプル−ホールド回
路２０５の制御は、リセツト／積分／保持信号２
０８で行われ、この信号は積分期間を制御すると
共に、新しい各積分前に積分器をクリアする機能
を有する。サンプル−ホールド回路２０５の出力
は、導線２１０上に波形２１０ａとして現われ、
この波形の大きさは、積分される波形Ｐ信号の対
応部分に含まれる面積に相当する。

本発明の基礎理論を理解するため第３Ａ図ない
し第３Ｄ図について説明すると、前述のように上
記変動量がこの最大値の約半分に達したときのカ
フ印加圧力が収縮期血圧に等しくなる。この変動
量の最大値は、連続血圧パルス内の拡張期と収縮
期を測定することによつて決定される。最大Ｐ−
Ｐ振幅を示すパルスは最大値として記憶される。
また、印加カフ圧力は、Ｐ−Ｐ振幅が減少するよ
うに更に増加され、収縮期圧力はＰ−Ｐ圧力がＰ
−Ｐ最大値の半分になつた時の印加カフ圧力によ
つて決定される。

第３Ａ図は、血管内の脈動性圧力の表示である
血圧パルスPacを示す。Pac波形の谷の底部は拡
張期、正確には心臓搏動の拡張期末期に対応し、
波形のピークSPは搏動の収縮期に対応する。前
述のように、カフから得られる信号は微分されて
印加圧力による傾斜電圧と低周波の不規則擾乱が
除去され、第３Ｂ図に示されるように波形Pacの
導関数であるＰ信号になる。波形Pacは拡張期末
期（ED）と収縮期ピーク（SP）で共にゼロ傾斜
を示すから、導関数波形であるＰ信号はこれらの
時期にゼロ振幅になる。また、Pacは、EDとSP
の間の収縮上昇間は正傾斜を示すから、この期間
内ではゼロ基準線よりも上にある。Ｐ信号波形の
ゼロ交差点EDとSPは、連続Pacパルス間の最大
振幅点に対応するから、拡張期末期EDと収縮期
ピークSP間においてＰ信号波形のゼロ基準より
も上の区域は、各血圧パルスのＰ−Ｐ値に対応す
る値になる。この区域は、Ｐ信号波形の“ゼロ以
上”の部分を積分することによつて決定される。
拡張期末期（ED）は、収縮期ピーク（SP）の上
昇開始に本質的に対応することに注意すべきであ
る。

第３Ｃ図は、積分期間の前に積分器をクリア又
はリセツトし、次にこの積分期間中にＰ信号を積
分し、最後に各血圧パルスのＰ−Ｐ値の表示とし
て積分値をサンプルしかつ保持する制御信号を示
すが、この制御信号は、第２図の信号２０８に類
似する。この制御信号の制御シーケンスが反復さ
れるとき、リセツト動作はＲ、サンプリングと保
持動作はＳ＋Ｈで表わされる。サンプリングされ
た積分信号は、第３Ｃ図のＳ＋Ｈ信号の短い持続
時間よりも長時間保持される。

限界EDとSP間のＰ信号波形の積分結果は、第
３Ｄ図に示される。収縮期ピークSP時の積分信
号の振幅は、各血圧パルスのＰ−Ｐ値に対応す
る。

各血圧パルスに対するＰ−Ｐ値を得るため、収
縮期上昇中にＰ信号波形が積分される。この場
合、標準回路を使用して、Ｐ信号波形が正方向で
ゼロ基準と交差して積分を開始する時期と、Ｐ信
号波形が負方向でゼロ基準と交差して積分を終止
する時期とを検出し、更にサンプル−保持機能が
行われる。積分器（アキユームレータ）は、サン
プルと保持の直後にリセツトされ、通常、次の正
方向へのＰ信号のゼロ交差までリセツトが継続さ
れる。この結果得られた積分は、各血圧パルスの
Ｐ−Ｐ値の表示と考えられる。しかしPac波形の
ある種の特性、又は拡張期降下間のアーチフアク
トの存在のため、拡張期末期と収縮期ピークの間
以外で短時間、ゼロ基準より上のＰ信号が現われ
ることがある。例えば第３Ａ図及び第３Ｂ図に示
されるように、Pac波形の傾斜が比較的平坦な拡
張期末期の直前に、ゼロ傾斜の部分を有するジク
ロート波等のアーチフアクト（ART）が発生す
ると、Ｐ信号波形は“ゼロ以上”値としてこのア
ーチフアクトの一部を表わし、第３Ｃ図及び第３
Ｄ図のカツコ内に示される一時的の値を発生す
る。

第９図に示される本発明の一特徴によれば、収
縮期上昇に伴うゼロ以上のＰ値と、他の信号、例
えば収縮期上昇に伴わないアーチフアクト等を識
別する限界レベルが設けられる。収縮期上昇に関
連したＰ信号の振幅は、通常アーチフアクト等に
基く信号でゼロ以上の振幅部分よりもかなり大き
く、従つてこれらの信号を識別することができ
る。Ｐ信号波形が特定の“ゼロ以上”通過間に限
界レベルを超えることを識別することを利用して
各ED及びSP限界間の“ゼロ以上”通過の積分が
行われる。

第９図では第２図の対応要素と同一の参照数字
が使用され、入力信号２０６ａは微分回路網２０
０で微分されてＰ信号を生じ、Ｐ信号は増幅器２
０２を経て積分器２０４、限界検出器９１２及び
ゼロ通過検出器９０７の各入力端に送られる。ゼ
ロ通過検出器９０７は、第２図には示されていな
いが、積分の間隔を決定しかつ制御信号を発生す
る装置に対応するものでよい。限界検出器９１２
は信号振幅限界値を決定し、この限界値以上のＰ
信号波形は有効収縮期上昇の表示と推定される。
Ｐ信号波形が限界検出器９１２の限界レベルを越
えると、この限界レベルを越えたことを示す信号
が有効論理回路９１４の入力端に送られる。同様
に、有効論理回路９１４は、ゼロ通過検出器９０
７の出力端からの入力を受信し、Ｐ信号波形が正
方向及び負方向にゼロ基準を通過する時期、即ち
ゼロ基準と交差する時期を限定する。

第４図について詳述するように、有効論理回路
９１４はアーチフアクトの影響を除去する双安定
素子を有する。換言すれば、ジクロート波は、ゼ
ロ傾斜の部分を有し、従つて、収縮期血圧波に偶
発的に混入することがある。従つて、限界検出器
９１２に比較器を設け、この比較器から有効論理
回路９１４に出力を送出して、収縮期血圧パルス
中にジクロート波が混入することを阻止すること
ができる。

有効論理回路の出力９０８′は積分器２０４の
リセツト入力端に加えられ、正方向にゼロ基準を
通過するＰ信号で始まる所望の積分期間の開始と
共に積分器をリセツトする。有効論理回路９１４
の出力９０８は、任意構成要素であるサンプル−
ホールド回路２０５の“サンプル”入力端に加え
られる。収縮期血圧パルス間隔内のＰ信号波形が
事実上有効な収縮期上昇であるとして限界検出器
９１２が出力を発生した場合にのみ、Ｐ信号波形
の正方向及び負方向のゼロ基準通過間に積分器２
０４で蓄積された積分値を記憶する。アーチフア
クトが事実上存在しており、収縮期上昇を表示す
る無効出力値が含まれる場合にのみ、サンプル−
ホールド回路２０５の出力９１０は、第２図の出
力２１０と異なる。

もしＰ波形の“ゼロ以上”の部分が連続パルス
内で振幅を変えなければ、ゼロ基準以上の固定振
幅限界値を利用できるが、この方法は現実的では
なく、特に圧力信号Pacが低い印加圧力での小振
幅から高い印加圧力での大振幅に増加し、更に大
きい印加圧力で小振幅に低下する現在のオシログ
ラフ法による血圧監視には利用することができな
い。従つて第３Ｂ図のTRLDで示される限界レ
ベルは、１個又は２個以上の直前先行血圧パルス
よりも大きいＰ信号の収縮期上昇部分の振幅の関
数になるように選択される。Ｐ信号波形では連続
的収縮期上昇の振幅増加（次に減少）は、漸進的
でありＰ信号波形の非収縮期上昇成分では“ゼロ
以上”の相対的振幅は充分に小さいから、動的限
界レベルを先行パルスのＰ信号波形で収縮期に上
昇する最大“ゼロ以上”振幅の50％に一致させれ
ば事実上収縮期に上昇するＰ波形の上記“ゼロ以
上”部分のみを充分に識別することができる。

上記の動的限界レベルはＰ信号波形の数個の先
行収縮期上昇部分を合計しかつ計算して決定され
るが、この場合は、限界レベルTRLDは直前先
行収縮期に上昇した振幅の50％よりも大きいか又
は小さい選択レベルにすることができよう。上記
計算に適する形式のアナログ式動的限界検出器の
例は、“心電計用Ｒ−波検出器”と称する発明の
米国特許第3590811号に記載されている。動的限
界レベルを決定するデイジタル装置については下
記に詳述する。

本発明の一実施例による収縮期血圧測定装置を
第４図、第６図及び第７図について詳述する。ま
ず、本発明の収縮期血圧測定装置を第４図の機能
的ブロツク図について説明する。この装置は、ト
ランスデユーサ２３から送られるアナログ信号を
デイジタル処理するものである。しかし勿論アナ
ログ処理する装置も可能である。詳記すれば、分
離した電子装置、分離したデイジタル素子、マイ
クロプロセサの技術と装置、又はデイジタル・コ
ンピユータを使用できる。第６図及び第７図は、
それぞれ連続搏動血圧に対応する連続血圧パルス
間のＰ信号を処理する状態ダイヤグラムとフロー
チヤート、即ちデジシヨンツリーである。一般に
第６図及び第７図に示される本発明の血圧監視装
置と方法の信号処理過程は、限界ED→SP間のＰ
信号を積分する第４図の装置の動作過程に対応す
る。

被検者の血管に隣接して選択可変圧力を印加す
るため、被検者の腕１１の動脈の回りに普通の血
圧測定用腕帯、即ちカフ１５を巻く。通常上腕の
動脈が使用される。カフには導管１７と２１を経
てポンプ１９と圧力トランスデユーサ２３が取付
けられる。トランスデユーサ２３はこの電気的出
力が脈動圧力に含まれる圧力情報の限界まで圧力
入力を表示できる伝達機能を有する。このトラン
スデユーサはカフ圧力の測定に使用され、この圧
力は、第１図及び第２図の波形１０６ａ，２０６
ａで示されるように、ポンプで加えられる圧力
と、動脈内の血圧変動で発生される圧力の一部と
の合計である。即ちトランスデユーサ２３により
血管内の脈動性圧力を表示する血圧パルスの振幅
に対応する変動成分と、血管に隣接して外部から
加えられた選択可変圧力成分とを含む変動信号
Pacが測定される。トランスデユーサ２３の出力
の変動部分は脈動性血圧の振幅を表わす。トラン
スデユーサ２３の出力は導線２４でマルチプレク
サ２５の一入力端に送出される。トランスデユー
サ２３の出力は、導線２６と常閉スイツチ２７を
経て微分回路網２８の入力端に進む。微分回路網
２８の出力は、導線２９を経て増幅器３０に与え
られ、更に導線３１でマルチプレクサ２５の他の
入力端に送出される。

微分回路網２８は、第２図及び第９図に示す微
分回路網２００と同等であり、第５図に示される
ように信号Pacのf₁−f₂帯域で入力信号を微分し、
またf₁以下の周波数を二重微分する。このよう
に、導線３１に現われる信号のみがPac波形の微
分（Ｐ）表示になり、上記変動信号Pacは時間導
関数信号に変換される。

マルチプレクサ２５の出力は導線３２でAD変
換器３３に進む。AD変換器３３の出力は、導線
４８でそれぞれゲート４０と４２の入力端に与え
られる。クロツク３４はタイミングパルスを発生
し、このパルスは導線３５でタイミング制御装置
３６に供給され、タイミング制御装置３６はマル
チプレクサ２５の切換、アナログ信号のデイジタ
ル信号への変換、及びゲート４０と４２のゲート
作用を制御する。タイミング制御装置３６の一出
力は導線４４でマルチプレクサ２５、AD変換器
３３、及びゲート４０の他の入力端に進み、導線
３１のＰ信号をデイジタル信号に変換し、この信
号は導線４８を経てゲート４０に与えられる。タ
イミング制御装置３６の他の入力は導線４６でマ
ルチプレクサ２５、AD変換器３３、及びゲート
４２の他の入力端に進み、トランスデユーサ２３
からのアナログ信号をゲート４２に加えられるデ
イジタル形式に変換する。

ゲート４０と４２の入力端にそれぞれ接続され
た導線４４と４６に現われるゲート信号は、充分
大きい持続時間を有するから、各ゲートの他の入
力端に現われるデイジタル変換データはこの特定
のゲートを通過する。勿論、図示の導線４４と４
６を通る制御信号は、相互排他的に存在するから
導線３１又は２４に現われるデータはそれぞれ当
該ゲート４０又は４２に接続される。

連続血圧パルス間の周期は約800−1000ミリ秒
で、この収縮期上昇はこの周期の約10−20％を占
める。Ｐ波形の中に含まれる面積に近似するＰ波
形の充分な数の増分信号Piをサンプリングするこ
とによつて、Ｐ信号は収縮期上昇部分で積分され
る。通常、収縮期上昇の100−200ミリ秒の10−20
個のサンプルで充分な数のPi増分信号が得られ、
またクロツク３４の速度と導線４４上の制御信号
は、サンプル数に応じて選択される。各血圧パル
ス中で少なくとも１回は、導線４６の制御信号が
動作して導線２４上の信号をデイジタル信号に変
換し、更に、後述のようにこのデイジタル信号を
カフ１５の印加圧力の表示として計算−平均装置
８３に入力として与える。

タイミング制御装置３６から変換−ゲート信号
が導線４４に現われる度毎に、変換−ゲート信号
に同期されたＰ波形の増分サンプルPiがゲート４
０の出力端に現われる。Ｐ波形の増分サンプリン
グは、血圧パルス継続間、及び少なくともＰ波形
がゼロ基準レベルを越えている時間内は反復す
る。上記タイミング制御装置３６のシステムタイ
ミングは、導線３１上のＰ波形のサンプリングと
競合しない時間に、少なくとも一度導線２４上の
波形を各血圧パルス間にサンプリングするように
決定される。

サンプリングされた各増分信号Piは、ゲート４
０から導線５０でゲート５２、ゼロ通過検出器９
０７（第９図）を構成する比較器５４，５６及び
５８の各入力端に供給される。比較器５４へのPi
入力は、導線６０で供給されるいわゆるゼロ基準
値（Pz）と比較される。導線６２から送出され
る比較器５４の出力は、この比較器の入力端に現
われるPi値がゼロ基準値Pzよりも大きければ１
表示レベル、Pzに等しいかこれ以下であればゼ
ロ表示レベルにセツトされる。導線６０上の基準
値Pzは、第３Ｂ図のゼロ基準に対応するものと
する。導線６０に生ずる実際の電圧は、調整可能
で説明上ポテンシオメータ２０のワイパの電圧と
して表現され、ポテンシオメータ２０の両端子は
適当なPz電圧に対応する電圧より高い電圧と低
い電圧に接続される。正しいPz電圧設定を正確
に行うため、導線５０上にゲート４０からのPi出
力として“ゼロ”値が現われるように一時的にス
イツチ２７を作動して、導線６０上のPz値は、
導線５０上の値と等しくなるように調整される。
勿論、導線６０上に現われるPz電圧レベルは、
導線５０上に現われるデイジタル化Pi値と比較す
るためデイジタル形式（図示しないAD変換装置
によつて）で現われる。

Pi値がPzを越える度毎に、導線６２上の１出
力がゲート５２を作動し、特定のPi値を導線６４
で表わされるゲート出力端に送る。従つて導線６
４に現われるデータはPzより大きいPi値の表示
である。

導線６４に現われる各Pi値は、第２図及び第９
図の積分器２０４と同等の機能を有するアキユー
ムレータ６６に送られて累算され、このアキユー
ムレータ６６は、増分サンプリングを行う対応時
間内に連続増分Piを合計することによりＰ波形を
積分する。各連続Pi増分を合計に合算した後、Pi
増分の累算合計は、アキユームレータ６６の出力
として導線から送出される。この導線６８の出力
はゲート７８の入力端に加えられ、後述の搏動−
搏動間回路即ち平均装置３９に導入される。

アキユームレータ６６がPi増分を累算する時間
間隔の完了時点はPi増分がゼロ基準値Pzに等し
いか又はこれより小さいかによつて決定される。
この完了時点を識別するため、導線５０上のPi値
と導線６０上のPz値が比較器５６の２入力とし
て印加され、PiがPzに等しいか又はこれより小
さい場合には導線７０の出力がゼロから１にセツ
トされる。

双安定素子７２のセツト入力端子Ｓには導線６
２から比較器５４の出力が送られ、Piが最初Pz
を越え、比較器５４の出力がゼロから１になつた
時に、双安定素子７２のＱ出力が１にセツトされ
る。同様に比較器５６の出力は、導線７０から遅
延素子７４を経て双安定素子７２のリセツト入力
端子Ｒに加えられ、双安定素子７２の出力は、
Piがゼロ以下になると同様にゼロから１にセツト
される。このように双安定素子７２はＰ波形の増
分PiがPzを越える時間間隔を識別する機能を有
する。

導線７６で送出される双安定素子７２の出力
はアキユームレータ６６のセツト入力端子に印加
され、出力が１になるとこのアキユームレータ
６６をクリア、即ちゼロにリセツトする。Pi波形
が最初にPz基準レベル以下になつた時点ばかり
でなく、これがPz以下に保持される全期間を通
じて、アキユームレータ６６は上記リセツト状態
となつている。このように、アキユームレータ６
６ではＰ波形がPz基準レベルを越える以外の部
分を積分することは阻止される。単安定マルチバ
イブレータ等で構成される遅延素子７４は、連続
する各Pi波形間の間隔よりも小さい時間である
が、後述のように導線６８を通る最終積分値がゲ
ート７８を経て送られるまで、アキユームレータ
６６のリセツトを充分に遅延する時間だけ双安定
素子７２のリセツトを遅延する機能を有する。

導線８０のゲートパルスは、各収縮期上昇時間
の末期にゲート７８に与えられ、限界ED及びSP
間に生じたＰ波形の時間積分は、ゲート７８の出
力端子に現われ、ゲート７８の出力は導線８２を
通じて搏動−搏動間回路即ち平均装置３９に進
む。各収縮期上昇の末期では、Pi値はPz値と等
しくなり、このとき比較器５６の出力によつて双
安定素子８６はリセツトされ、端子から出力を
生ずる。端子出力により、パルス発生器９２
は、ゲート７８への反転ゲートパルスを発生す
る。各収縮期血圧の末期にのみ、ゲート７８に対
するゲートパルスを発生する必要がある。そこ
で、心臓のジクルート波に伴つてＶ字形パルスが
Ｐ波の“ゼロ以上”部分で発生したとき、上記ゲ
ートパルスを発生しないように、導線５０を通る
Pi増分は、導線８４から送られる記憶限界値と比
較器５８で比較され、この部分が記憶限界値以上
であれば有効論理回路９１４（第９図）を構成す
る双安定素子８６はセツトされる。

導線８４上に現われる記憶限界値は、後述のよ
うに、Pi増分の振幅が前の血圧パルスの収縮期血
圧上昇間の最大振幅のほぼ半分になるように決定
される。第９図に示す限界検出器９１２に含まれ
る比較器５８の出力は、導線８８で双安定素子８
６のセツト入力端子Ｓに供給され、最初のPi増分
が記憶限界値を越えるとゼロから１になる。この
ため、双安定素子８６のＱ出力値は１レベルにセ
ツトされ、導線７０上の信号が双安定素子８６の
リセツト入力端子Ｒに送出され、双安定素子８６
がリセツトされるまで、Ｑ出力値は上記１レベル
を維持する。Pi増分が最初≦Pz状態になつた時、
導線７０上の０−１信号転換が起こる。この瞬間
に出力は、導線９０を介してそれぞれパルス発
生器９２と９４に供給される。

パルス発生器９２は０−１入力転換機能を有
し、かつ導線８０上の出力ゲートパルスを発生
し、これにより導線６８上の上記積分値はゲート
７８を通過する。勿論、遅延素子７４による遅延
時間は充分大きく、導線６８上の積分値は、導線
７６上のリセツト信号によつてアキユームレータ
６６がリセツトされる前にゲート７８を通過す
る。

収縮期上昇波として“ゼロ以上”波形を通過さ
せ又は拒否するため、限界検出器９１２で発生さ
れかつＰ波形と比較される動的限界値について説
明すると、Pz値より大きいPi増分表示である導
線６４上の信号は、比較器９５とゲート９６の各
入力端子に送られる。比較器９５は導線９７の信
号でゲート９６を制御する。ゲート９６は選択さ
れたPi増分を導線９９を経て記憶装置９８に入力
する機能を有する。記憶装置９８に記憶されたPi
値は導線１２０で比較器９５の他の入力端子に加
えられる。到来するPi増分が９８内に記憶されて
いるPi増分よりも振動が大きい場合、比較器９５
の出力は、常に導線９７でゼロレベルからゲート
作動１レベルになる。このように記憶装置９８に
保持されたPi増分は、Ｐ波形の特定の“ゼロ以
上”部分の時間に対し最大振幅のPi増分を表示す
ることになる。

Ｐ波形が再び下からPz基準レベルを通過する
時点では、記憶装置９８内に記憶された値は、直
前先行“ゼロ以上”Ｐ波形間に生ずるPi最大値の
表示である。この保持されたPi最大値は導線１２
４で“２除算”回路１２２に送られて限界値を発
生し、この限界値は記憶装置１２６に送られる。
しかしPi最大値の除算と記憶装置１２６内の記憶
は、パルス発生器９４の出力端子から導線１２８
でゲート信号を受取るまでは行われない。導線８
０を通るパルス発生器９２のゲート信号と同様
に、先行収縮期上昇により決定された限界値と現
在の“ゼロ以上”Ｐ波形とが比較されかつこのＰ
波形が有効に通過し得る収縮期上昇として認識さ
れて始めて、導線１２８を通るゲート信号は発生
するが、このゲート信号は、Ｐ波形がPz基準レ
ベル以下に下降した時点で発生する。同時にこの
新しいＰ最大値の1/2値が導線１３０で限界値記
憶装置１２６に送られて、新しい限界値になり、
この新限界値に対してＰ波形の次の“ゼロ以上”
通過が比較される。

同様に、新限界値が記憶装置１２６に記憶され
た短時間後に、導線７６を通る“リセツト”信号
は、記憶装置９８の“リセツト”入力端子即ちク
リア入力端に送られて記憶装置９８をクリアす
る。勿論、Pi最大値を記憶する記憶装置９８のリ
セツトは、“ゼロ以上”Ｐ波形の通過が収縮期上
昇として認識された場合のみならず、他のＰ波形
“ゼロ以上”部分の通過後にも起こり、この後者
でのリセツトは、Pi最大値決定及び新限界値の発
生の際アーチフアクト発生時のPi値の入力を避け
るため必要である。

限界ED−SP間のＰ波形積分値を含み、かつ導
線８２で供給される信号値について説明すると、
この信号値は前記米国特許第4009709号に記載さ
れた搏動−搏動間回路（平均装置３９）に適用す
る収縮期上昇期間の決定に利用される。簡単に説
明すると、導線８２上に現われるＰ波形の時間分
積値は、任意構成要素である平均装置３９（破線
で示される）に供給される。平均装置３９は、例
えば４個の連続血圧パルルスPacを平均し、この
平均値は導線４９から最大値比較器４３、ゲート
４７及び収縮期比較器６３の各入力端子に与えら
れる。比較器４３は導線４５でゲート４７を制御
する。ゲート４７は導線４９で平均装置３９から
パルスＰ−Ｐ値の（平均された）Ｐ収縮期上昇積
分表示の選択値を導線５１で記憶装置５３に印加
させる。

記憶装置５３に記憶された数値は、導線５５で
比較器４３に供給される。Ｐ収縮期上昇積分値の
一時的最大値として前に記憶された信号は、導線
４９で比較器４３に導入される現在の数値と比較
器４３内で比較される。導線４９で比較器４３に
供給された数値が、記憶装置５３内で一時的に記
憶されかつ導線５５で比較器４３に供給された数
値よりも大きい場合には、導線４５を通じて送出
された比較器４３の信号によりゲート４７が動作
され、上記数値は記憶装置５３内で一時的最大値
として記憶される。

上記Ｐ−Ｐ量の一時的最大値は、導線５７を経
て分割装置５９（２で除算）に導入されここで半
分になる。この２分割値は導線６１で収縮期比較
器６３に送られる。Ｐ収縮期上昇期間（平均され
た）の現在値は導線４９から分岐導線を通り収縮
期比較器６３に送られる。収縮期比較器６３に導
線４９から分岐導線を通り供給された数値が、導
線６１から供給された一時的最大値の1/2にほぼ
等しいことを決定したとき、収縮期比較器６３は
導線６７で切換装置６９に命令を送つてポンプ１
９を停止すると共にソレノイド弁制御装置２０を
経てカフ１５を排気させるが、この停止と排気命
令は導線７１を経て送られる。

切換装置６９及び収縮期比較器６３はそれぞれ
導線７３と９３を経て読出し装置７５に命令を送
り、ポンプ１９でカフ１５に加えられる印加圧力
の数値を読出し、上記最大値の約半分の基（Ｐ−
Ｐ）に対応する正確な印加圧力が決定される。

印加圧力値は導線７７と７９で読出し装置７５
に送られる。導線７７は、測定量が最大値の半分
以下になる直前の印加圧力測定値を導入し、導線
７９は上記測定量が最大値の半分にほぼ等しくな
る時点での印加圧力を示す。換言すれば、導線７
９は印加圧力の最新値を示す。印加圧力数値は、
トランスデユーサ２３からゲート４２を経て“最
終”（最新）記憶装置８３に導線２４でデイジタ
ル化波形を導入することによつて得られ、記憶装
置８３は、連続的に発生する複数の最新の印加圧
力値（例えば４個）を平均化する機能を有する。
各最新印加圧力値が発生すると、記憶装置８３に
記憶された平均値は直前平均値で更新され、この
直前平均値は導線８９を経て記憶装置８１に送ら
れ、この記憶装置８１は直前平均値を記憶する。
読出し装置７５は、記憶装置８１と８３とにそれ
ぞれ記憶された印加圧力値を補間する。即ち、読
出し装置７５は、記憶装置８１と８３に記憶され
た印加圧力値から連続的な印加圧力値を演算し
て、上記最大値の1/2にほぼ等しい場合に該当す
る中間印加圧力を決定する機能を有する。

導線２４上のアナログ信号を収縮期ピークSP
発生時のデイジタル信号に変換するには、例えば
双安定素子８６から導線９０を通る信号をタイミ
ング制御装置３６へのタイミング入力として利用
すれば通常充分である。最終的に導線４８上にデ
イジタル信号として現われる導線２４のアナログ
信号は、本質的には主として緩慢に増加する傾斜
電圧とこの傾斜電圧に重畳した脈動性圧力を表示
する非常に小さい変動量信号で構成される。従つ
て導線２４の信号Pac値はカフ１５に加えられた
圧力にほぼ比例するが、脈動性成分を除去する必
要がある場合には導線２４に低域フイルタを設け
ることができる。

第４図に示す実施例では、例えば、ポンプ１９
の作動の際に、全記憶素子を適当な初期状態にク
リア又はリセツトする起動信号を供給する回路
等、当業者に自明の回路構成と制御回路の図面は
省略する。通常、この初期状態は“ゼロ”状態を
表わす。しかし所望により限界値記憶装置１２６
内に“ゼロでない”最小限界値を初めに記憶さ
せ、収縮期上昇信号の有効確認過程を一番最初の
血圧パルスで動作させてもよい。

また、各血圧パルスの一般的標示となるＰ−Ｐ
値を得るため、好適ED−SP限界よりも多少大き
い、又は小さい範囲内でＰ波形の収縮期上昇部分
を積分してもよい。このような場合には、導線６
０に現われかつ種々の比較器に利用されるPz基
準をゼロより僅かに上又は下の値に設定すること
ができる。

更に、上記実施例ではPi限界値を２で除算した
が、もしカフの中央である正常位置の一側部又は
他側部に対し最大圧力をカフで加えるように構成
すれば、別の適当な除数を使用できよう。

更に又、Ｐ波形のデイジタル化、収縮期上昇信
号限界の決定、及び有効収縮期上昇信号の決定に
関連して、第４図の実施例は、本発明の原理を実
施できる幾つかの回路構成の一例を例示するに過
ぎない。例えばＰ波形が基準値Pzを上方又は下
方に通過する時期及び有効収縮期上昇信号が発生
したか否かの決定は、デイジタル化前のアナログ
Ｐ波形で行うことも可能で、Pi増分として表示さ
れかつアキユームレータ６６に導入するＰ波形の
部分を制御するため、上記決定を使用することも
できる。比較器５６及び双安定素子７２と８６
は、同様の機能を有するアナログ回路と交換する
ことも可能である。

第４図に示される諸機能の具体化は市販の構成
要素を使用して行われることが当業者には理解で
きよう。トランスデユーサ２３に関連する圧縮空
気駆動装置、圧縮空気駆動制御装置及び初期アナ
ログ回路以外の他の機能ブロツクは主として市販
のマイクロプロセサ及び他のデイジタル信号で構
成することができる。事実、第６Ａ図の波形に関
連する第６Ｂ図の状態ブロツク図及び第７図に示
すフローチヤート（デシジヨンツリー）とに関す
る下記説明は、連続血圧パルス即ち心臓摶動間に
使用される決定−動作シーケンスを明示するもの
である。

第６Ａ図は、第６Ｂ図の信号処理状態図に関連
して、５種類の時分割状態に分割したＰ波形の一
部を示す。第６Ａ図とこれから得られる第７図の
詳細なデシジヨンツリーは、本発明の構想を具体
化するデイジタル方式、例えばマイクロプロセサ
等を使用する技術に関する充分な情報を当業者に
提供するものである。

第７図の命令順序について説明すると、収縮期
ピークSPと先行血圧パルスの末期EDとの間、換
言すれば現在の血圧パルスの収縮期上昇開始前
に、Pi最大値を含む記憶装置９８がクリアし、次
にPi合計（即ちED−SP間のＰ積分値）を含む記
憶装置（アキユームレータ６６）にクリア信号が
与えられる。次にＰ波形の短時間増分がPiで表わ
されるデイジタル値に変換され、このデイジタル
値は特定増分の大きさを示す。このシステムが第
６Ａ図で波形Ｐの状態“１”又場合によつては
“２”の状態にあり、次にPiがPzに比較されると
仮定しよう。PiがPzよりも小さいか、又はこれ
に等しければシステムは状態“１”を継続し、シ
ーケンスは“Pi合計クリア”過程に戻りこのシー
ケンスが反復される。一方、もしPiがPzよりも
大きければ状態“２”になり、基準Pz以上のPi
の大きさはPi増分（アキユームレータ６６内）の
合計に加算されるから、Pi合計値は増加する。

次にプログラム上で記憶限界値の設定を基準と
して有効収縮期上昇信号が認識されたか否かの決
定が行われる。第６Ａ図及び第６Ｂ図の状態
“３”に達していない場合、換言すれば記憶限界
値が設定されていないと仮定すると、このシーケ
ンスではPiは記憶限界値より小さいか否か判断す
る。このシステムは依然として状態“２”にある
からプログラムは分岐し、Ｐ波形の次のPi増分変
換で始まるシーケンスが反復する。状態“２”の
シーケンスはPi≧限界レベルになるまで継続し、
この時点で記憶限界値が設定され、又状態“２”
から状態“３”への転換が行われる。

上記シーケンスは、次にこの特定Pi増分が記憶
Pi最大値よりも小さいか否かを決定する。記憶Pi
最大値は最大先行Pi増分によつて決定されるか
ら、通常Piは状態“３”の間は記憶Pi最大値より
小さいことはない。従つて上記シーケンスはPi最
大値記憶位置に新Pi値をロードし新Pi最大値を発
生する。

上記シーケンスは、次にPiがPzより大きいか
否かを決定する。Piが状態“３”又は状態“４”
にあると仮定すると、PiはPzよりも大きいから、
上記のシーケンスはＰ波形が新Pi増分に変換され
る過程に戻り、このシーケンスが反復される。こ
のように、Pi増分は状態“２”の間は勿論、状態
“３”及び状態“４”でも記憶Pi合計に絶えず加
算される。

Ｐ波形がピークに達すると、状態“３”から状
態“４”への変換時に最大Piが起こり、次の各Pi
はピーク時に記憶装置内に保持されていたPi最大
値よりも通常小さい。従つて、シーケンスは、小
さいPi値をPi最大値記憶位置に入力しないよう
に、迂回過程へ分岐する。状態“４”から状態
“５”へ転換後は、新Pi値は、最早Piより大きく
なることはなく、また、上記シーケンスは積分の
終了を確認し、Pi値は次に所望により計数され
る。計数されたPi合計は、摶動処理のため、各血
圧パルスのピークピーク（Ｐ−Ｐ）量を表わす位
置に記憶される。

最後に、Pi最大値記憶位置に記憶された前記値
は半分にされ、この値は限界値を示す位置に記憶
されて、後続パルスの記憶限界値になる。この限
界値は、各パルス内で最終Pi最大値量の増加と共
に増加し、同様に最終Pi最大値量の減少と共に減
少する。

前記記憶限界値の設定状態は、現在のシーケン
スの末期又は次の血圧パルスのシーケンスの開始
時にリセツトされる。

例えば、アーチフアクトにより特定の状態
“２”が限界レベル（状態“３”）に達せず、Pz
以下に低下すれば、記憶限界値の設定状態は、リ
セツト状態を継続することに注意すべきである。
Pi増分は、この状態“２”の時間間隔内で絶えず
Pi合計に加算されるが、記憶限界値の設定状態は
未だセツトされず、Pi波形がPiz以下で絶えずPi
合計記憶素子をクリアしている間は、上記シーケ
ンスは“Pi合計クリア”過程に戻るため、これら
の増分は、後に有効値として処理されることはな
い。

第８図は、本発明の変形実施例を示し、この実
施例はＰ波形の１次Pi増分のより大きい部分を記
憶する場合に好適である。このシステムでは、メ
モリに記憶されたゼロ異常のPiデータを読出し、
第４図のアキユームレータ６６のような積分回路
へ出力することによつて、適当な複数の時間間隔
のＰ波形積分が行われ、その後は第４図の説明と
同様に処理される。第４図に示す実施例と第８図
の実施例との共通素子及び後者の理解に直接関係
のない素子は第８図では省略する。また、第４図
と第８図の実施例で同一機能素子については、第
８図では同一の参照数字を使用する。

Pi増分５０は、最新入力信号が先に出力される
後入れ先出し方式の（LIFO）記憶素子からなる
メモリ５６９の順方向入力端子に送られる。メモ
リ５６９は、“ｍ”単位の語長を有し、この“ｍ”
は最大予想持続時間（即ち最も遅い予想パルス速
度）をもつ収縮期上昇信号時間に発生するPi増分
の数に対応する。この数は約20ないし25個のPi増
分を含むものでよい。第４図のゼロ通過−限界検
出回路は、限界レベルを超過したと仮定するとＰ
波形がゼロに等しくなるかこれ以下になつた瞬間
に双安定素子８６の出力を１に駆動するように
動作する。双安定素子８６の前記出力の１への
変換は、導線９０からパルス発生器５６４の入力
端子に送られ、このパルス発生器５６４は導線５
６５を通じてLIFO駆動回路５６６のイネーブル
入力端子にパルス出力を供給する。LIFO駆動回
路５６６は導線５６７を経てタイミング制御回路
３６′から入力を受信し、イネーブル動作によつ
て逆駆動パルスをLIFOメモリ５６９に供給する。
LIFOメモリ５６９に記憶されていたPiデータは、
上記逆駆動パルスにより入力順序と逆の順序で導
線６４′上に読出される。タイミング制御回路３
６′は充分な速度でメモリ５６９の全内容に対し
て駆動パルスを供給し、連続的入力信号として記
憶された新しいPi増分の内容を逆方向に読出す。
しかしタイミング制御回路３６′からの駆動パル
スの速度が遅い場合、LIFO読出し動作間はメモ
リ５６９に対する新しいPi増分５０の入力を禁止
する必要がある。

双安定素子８６の出力の正方向変換を生ずる
Pi増分自体は、メモリ５６９に記憶されておら
ず、入力された最終Pi増分は小さい正値である。
従つて、メモリ５６９の内容が逆方向に読出され
ると、導線６４′に現われるデータは、最初は小
さい正値で次第に正方向に増加し、次にデータが
最初に記憶された順序と逆方向にゼロ基準に向け
て減少する。導線６４′は比較器５６０の１入力
端子を有し、比較器５６０の他の入力端子はPz
基準を表わす導線６０である。比較器５６０は、
導線６４′上のデータがPz基準に等しくなるか又
はこれ以下になつた時、ゼロから１になる。比較
器５６０の出力は導線５６１でパルス発生器５６
２の入力端に送られ、比較器５６０がゼロから１
に転換した時、出力パルスを発生する。パルス発
生器５６２の出力は、導線５６３を経てLIFO駆
動回路５６６のデイスエーブル入力端に送られ、
この時点でLIFOメモリ５６９に対する逆方向駆
動パルスの印加を禁止する。このように導線６
４′上に現われるPiデータは、血圧パルスの有効
収縮期上昇信号を表わす時間反転されたゼロ以上
データである。

導線６４′上のデータはアキユームレータ６６
に送られて前記のように加算される。アキユーム
レータ６６の出力は、導線６８′でゲート７８の
入力端子に送られる。ゲート７８に印加された制
御パルスによつて、アキユームレータ６６内で累
算された合計はゲート７８を通つてその出力端か
ら導線８２に送られ、次に第４図について前述し
た処理回路（図面省略）に送られる。

【図面の簡単な説明】

第１図は血管内の脈動圧力のピークピーク量を
測定する従来の電子回路の部分的ブロツク図を示
す。第２図は本発明によつてこの脈動性圧力のピ
ークピーク量を測定する電子回路の部分的ブロツ
ク図を示す。第３Ａ図は血管内の脈動性圧力の代
表的振動パルスのタイムチヤートを示す。第３Ｂ
図は第３Ａ図の波形の時間導関数のタイムチヤー
トを示す。第３Ｃ図は本発明の収縮期血圧測定装
置による制御信号のタイムチヤートを示す。第３
Ｄ図は第３Ｂ図の波形積分値のタイムチヤートを
示す。第４図は本発明による収縮期血圧測定装置
の一実施例であるブロツクダイヤグラムを示す。
第５図は本発明の一好適実施例に使用される微分
回路網の利得対周波数特性のグラフを示す。第６
Ａ図は第３Ｂ図の時間導関数波形の拡大図で、第
４図の実施例による有効限界レベルと種々の制御
状態の該限界レベルに対するタイミングを示す。
第６Ｂ図は第６Ａ図と第４図の実施例による制御
状態ダイヤグラムを示す。第７図は第４図の実施
例に使用される制御シーケンスの連続摶動間のフ
ローチヤート（デシジヨンツリー）を示す。第８
図は第４図を補充する簡略ブロツク図を示す。第
９図は脈動性血圧パルスのピークピーク振幅を測
定する限界検出器及び導関数波形の“ゼロ以上”
通過を識別するゼロ通過検出器を示すブロツク図
である。 １９……ポンプ、２０……ソレノイド制御装
置、２３……圧力トランスデユーサ、２５……マ
ルチプレクサ、２７……常閉スイツチ、２８……
微分回路網、３０……増幅器、３３……AD変換
器、３４……クロツク、３６……タイミング制御
装置、３９……平均装置、４０，４２，４７，５
２，７８，９６……ゲート、４３，５４，５６，
５８，９５……比較器、５３……記憶装置、６６
……アキユームレータ、６３……収縮器比較器、
６９……ポンプ切換装置、７２……双安定素子、
７４……遅延素子、７５……読出し装置、８１，
８３……記憶装置（計算−平均装置）、８６……
双安定素子、９２，９４……パルス発生器、９８
……記憶装置、１００……フイルタ回路網、１０
４……ピークピーク検出器、１２２……２除算
器、１２６……記憶装置、２００……微分回路
網、２０２……増幅器、２０４……積分器、２０
５……サンプルホールド回路、５６０……比較
器、５６２，５６４……パルス発生器、５６６…
…LIFO駆動装置、５６９……LIFOメモリ、９０
７……ゼロ通過検出器、９１２……限界検出器、
９１４……ピークピーク検出器。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 被検者の血管に隣接して可変圧力を印加する
   カフに接続されかつ血管内の血圧パルスを電気信
   号に変換するトランスデユーサと、 該トランスデユーサの電気信号を時間導関数信
   号に変換する微分回路網と、 上記時間導関数信号を積分し各血圧パルスの振
   幅に比例する積分信号を生ずるアキユームレータ
   と、 上記カフの圧力を変化させる間、上記積分信号
   の最大値を記憶する記憶信号と、 上記積分信号と継続する次の積分信号を順次比
   較し上記記憶装置に最大値を記憶させる出力を生
   ずる最大値比較器と、 上記最大値を所定の分数値に計数する分割装置
   と、 上記最大値に達した時のカフ圧力より大きいカ
   フ圧力で上記分数値と上記積分信号とを比較し該
   積分信号が該分数値とほぼ等しいときに出力を生
   ずる収縮期比較器と、 該収縮期比較器の出力及び前記トランスデユー
   サからの電気信号を受け被検者の収縮期血圧とし
   て印加圧力を読出す読出し装置と、 で構成されることを特徴とする収縮期血圧測定装
   置。 ２ 上記分数値は1/2である特許請求の範囲第１
   項記載の収縮期血圧測定装置。 ３ 上記アキユームレータは、時間導関数信号の
   レベルに応答して初期状態にリセツトされる特許
   請求の範囲第１項記載の収縮期血圧測定装置。 ４ 上記アキユームレータは時間導関数信号が基
   準レベル以上であるとき積分を行い、基準レベル
   以下のとき、ゲートを通じて出力を生ずる特許請
   求の範囲第２項記載の収縮期血圧測定装置。 ５ 上記アキユームレータは、時間導関数信号が
   基準レベル以下のとき遅延信号でリセツトされる
   特許請求の範囲第３項記載の収縮期血圧測定装
   置。 ６ 上記基準レベルは０で、時間導関数信号は収
   縮期上昇中０より大きい特許請求の範囲第３項記
   載の収縮期血圧測定装置。 ７ 上記微分回路網は上記トランスデユーサの電
   気信号を第１次時間導関数又は第２次時間導関数
   に変換する特許請求の範囲第５項記載の収縮期血
   圧測定装置。 ８ 被検者の血管に隣接して可変圧力を印加する
   カフに接続されかつ血管内の血圧パルスを電気信
   号に変換するトランスデユーサと、 該トランスデユーサの電気信号を時間導関数信
   号に変換する微分回路網と、 上記時間導関数信号を積分し各血圧パルスの振
   幅に比例する積分信号を生ずるアキユームレータ
   と、 上記カフ圧力を変化させる間、上記積分信号の
   最大値を記憶する記憶装置、 上記積分信号と継続する次の積分信号を順次比
   較し上記記憶装置に最大値を記憶させる出力を生
   ずる最大値比較器と、 上記最大値を所定の分数値に計数する分割装置
   と、 上記最大値に達した時のカフ圧力より大きいカ
   フ圧力で上記分数値と上記積分信号とを比較し該
   積分信号が該分数値にほぼ等しいときに出力を生
   ずる収縮期比較器と、 該収縮期比較器の出力及び前記トランスデユー
   サからの電気信号を受け被検者の収縮期血圧とし
   て印加圧力を読出す読出し装置と、 上記時間導関数信号を限界レベル信号と比較
   し、前記時間導関数信号が該限界レベル信号以上
   のとき、前記アキユームレータの積分信号を上記
   記憶回路に供給する有効論理回路と、 で構成されることを特徴とする収縮期血圧測定装
   置。 ９ 上記限界レベル信号は、先行する上記時間導
   関数信号の分数値として与えられる特許請求の範
   囲第８項記載の収縮期血圧測定装置。 １０ 上記限界レベル信号は、先行する前記時間
   導関数信号の基準レベルを超える量のみに比例す
   る特許請求の範囲第９項記載の収縮期血圧測定装
   置。 １１ 上記限界レベル信号は、直前先行時間導関
   数信号が基準レベルを超えた量の1/2である特許
   請求の範囲第１０項記載の収縮期血圧測定装置。