(57)【要約】脈波と心電図測定信号間の相関関係を分析し、分析されたデータに基づいて最高血圧および最低血圧を演算してディスプレイに出力する自動血圧測定装置および方法を開示する。前記自動血圧測定装置は、被験者の手首の脈波を獲得する圧力センサと、前記圧力センサから印加される脈波を増幅しフィルタリングする脈波信号処理部と、心臓の収縮期血圧と弛緩期血圧を測定し、これを電気的信号に変換する心電図測定器と、前記心電図測定器から印加される心電図測定信号を増幅しフィルタリングする心電図信号処理部と、前記脈波信号処理部と前記心電図信号処理部から印加される交流信号を直流信号に変換させるＡ／Ｄ変換部と、前記Ａ／Ｄ変換部を介して印加される前記脈波信号と心電図信号を比較および分析して前記被験者の血圧を演算する制御部と、前記制御部で演算された前記被験者の血圧を表示するディスプレイとを含む。
2005537080.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の血圧を測定し表示する自動血圧測定装置において、
被験者の手首の脈波を獲得する圧力センサと、
前記圧力センサから印加される脈波を増幅しフィルタリングして雑音を除去する脈波信号処理部と、
心臓の収縮期血圧と弛緩期血圧を測定し、これを電気的信号に変換する心電図測定器と、
前記心電図測定器から印加される心電図測定信号を増幅しフィルタリングして雑音を除去する心電図信号処理部と、
前記脈波信号処理部と前記心電図信号処理部から印加される交流信号を直流信号に変換させるＡ／Ｄ変換部と、
前記Ａ／Ｄ変換部を介して印加される前記脈波信号と心電図信号を比較および分析して前記被験者の血圧を演算する制御部と、
前記制御部で演算された前記被験者の血圧を表示するディスプレイとを含んでなることを特徴とする自動血圧測定装置。
【請求項２】
前記制御部の演算プログラムに記憶されるプログラム記憶部と、
前記Ａ／Ｄ変換部から印加される前記脈波信号と前記心電図信号を一定時間記憶し、前記制御部で演算された結果データを記憶するデータ記憶部とをさらに含むことを特徴とする、請求項１に記載の自動血圧測定装置。
【請求項３】
前記脈波信号処理部は、
入力される脈波信号と出力信号のインピーダンスをマッチングさせる第１インピーダンスマッチング手段と、
前記第１インピーダンスマッチング手段から出力される信号を増幅する脈波信号増幅手段と、
前記脈波信号増幅手段で増幅された信号から商用周波数のノイズを除去する第１ノッチフィルタとを含むことを特徴とする、請求項１に記載の自動血圧測定装置。
【請求項４】
前記第１ノッチフィルタは、
前記脈波信号増幅手段で増幅されて非反転端子に入力される信号を増幅するＯＰアンプと、
前記ＯＰアンプの出力端から反転端子に帰還されるループに設けられ、商用周波数の雑音を除去するローパスフィルタと、
前記ＯＰアンプの非反転端子に並列に連結される第１可変抵抗と、
前記フィルタに並列に連結される第２可変抵抗とを含み、
前記第１ノッチフィルタは印加される信号の商用周波数を調節することを特徴とする、請求項３に記載の自動血圧測定装置。
【請求項５】
前記心電図信号処理部は、
前記心電図測定器から発生する心電図測定信号を増幅させる増幅部と、
前記増幅部で増幅された信号をフィルタリングして雑音を除去するフィルタ部とを含むことを特徴とする、請求項１に記載の自動血圧測定装置。
【請求項６】
前記フィルタ部は、
前記増幅部から印加される増幅信号から雑音を除去する第４ローパスフィルタと、
前記第４ローパスフィルタから印加される入力信号のインピーダンスと出力信号のインピーダンスをマッチングさせる第３インピーダンスマッチング手段と、
前記第３インピーダンスマッチング手段から印加される信号の商用周波数の雑音を除去する第２ノッチフィルタとを含むことを特徴とする、請求項５に記載の自動血圧測定装置。
【請求項７】
前記増幅部は、
前記被験者の身体一側から測定される心電図信号の利得を調整する第１利得調整手段、前記第１利得調整手段から印加される調整信号から低域の雑音を除去する第２ローパスフィルタ、および前記第２ローパスフィルタでフィルタリングされた信号を増幅させる第１心電図信号増幅手段を含む第１差動増幅器と、
前記被験者の身体他側から測定される心電図信号の利得を調整する第２利得調整手段、前記第２利得調整手段から印加される調整信号から低域の雑音を除去する第３ローパスフィルタ、および前記第３ローパスフィルタでフィルタリングされた信号を増幅させる第２心電図信号増幅手段を含む第２差動増幅器と、
前記第１および第２差動増幅器の増幅信号が印加されると、前記フィルタ部とインピーダンスをマッチングさせる第２インピーダンスマッチング手段とを含むことを特徴とする、請求項５に記載の自動血圧測定装置。
【請求項８】
前記第１および第２差動増幅器は、前記心電図測定器の電極から測定信号を印加する入力端に連結され、逆電流によるシステムの損傷を防止する逆電流防止手段をさらに含むことを特徴とする、請求項７に記載の自動血圧測定装置。
【請求項９】
非侵襲的方法により被験者の手首から血圧を測定する方法において、
被験者の手首から脈波を獲得し、増幅およびフィルタリングする段階と、
心臓の収縮期血圧と弛緩期血圧を測定し、これを電気的信号に変換し、増幅およびフィルタリングする段階と、
前記増幅およびフィルタリング段階の後、脈波と心電図の交流信号を直流信号に変換する段階と、
前記信号変換段階で変換された前記脈波と心電図測定信号を比較し、被験者の血圧を演算する段階と、
前記演算段階で演算された血圧を表示する段階とを含んでなることを特徴とする、自動血圧測定方法。
【請求項１０】
前記比較および演算段階は、
前記脈波と心電図測定信号を入力する段階と、
前記測定信号の入力段階で入力された前記脈波感知信号と心電図感知信号の波形を比較して、遷移時間、積分、領域および最大振幅パラメータを演算する段階と、
前記段階で演算された前記遷移時間、積分、領域および最大振幅パラメータと前記パラメータの変化による血圧変化量を表現する定数を組み合わせ、これを演算して最高血圧および最低血圧を演算する段階とを含むことを特徴とする、請求項９に記載の自動血圧測定方法。
【請求項１１】
前記遷移時間パラメータは、前記脈波の波形と前記心電図測定信号の波形の最大振幅間の時間間隔であることを特徴とする、請求項９に記載の自動血圧測定方法。
【請求項１２】
前記積分パラメータは、前記脈波の選択領域の終点間のデータ値に対する積分値であることを特徴とする、請求項９に記載の自動血圧測定方法。
【請求項１３】
前記領域パラメータは、前記脈波の選択領域の両側面でベースラインを連結した領域に対する積分値であることを特徴とする、請求項９に記載の自動血圧測定方法。
【請求項１４】
前記最大振幅パラメータは、前記積分パラメータと前記領域パラメータの指定範囲内の最大振幅であることを特徴とする、請求項９に記載の自動血圧測定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は血圧測定装置に係り、より詳しくは圧力センサと心電図測定器から脈波と心電図測定信号を獲得し両信号間の相関関係を分析し、分析されたデータに基づいて最高血圧および最低血圧を演算してディスプレイに出力する自動血圧測定装置および方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
社会の全般的な高齢化により、在宅高齢者の数が増えるに従い、老人福祉および管理に対する関心が次第に増加しているので、多様な角度で新しい方法で高齢者の健康管理に接近し始め、健康診断の基礎となる血圧測定に関心が集まっている。
【０００３】
血圧を測ることは現在一般化された臨床測定の一つで、医師が診察室でまたは特別の手術中に行っている。心臓の各心室または心房での血圧値、あるいは周辺血管系での血圧値は、医師が患者の心血関係の統合機能を理解するのに役立つ健康診断の基礎である。
【０００４】
血圧とは、血管内で流れる血液が血管壁に加える圧力をいうもので、血液の量、血管の弾力性、収縮などの抵抗により決定されるものである。血圧を測定することにより、心臓または血管の機能などを推測することができる。心臓が収縮しながら全身に血液を送出するときの血圧、つまり最高血圧は心臓の収縮力を示し、心臓の拡張時期の最低血圧は、血液が血管内をどのくらいに円滑に循環しているかを示す指標と見なし得る。
【０００５】
ヒトの血管は、血液が心臓から全身に送出される通路である動脈と、全身から心臓に流入される通路である静脈と、動脈と静脈間を連結する毛細血管とからなる。一般に、動脈内の圧力、つまり動脈血圧を血圧という。この血圧は血管の大きさと位置によって大きな差があり、大動脈、動脈、小動脈、毛細血管、小静脈、静脈、中空静脈の順に圧力が低いので、その血管の名前から大動脈圧、動脈圧、小動脈圧などと呼ばれている。心臓の拍動により維持される動脈血圧は心血管系の機能を評価する基本的で慣習的な臨床徴候の一つであり、全ての組織の潅流に関与するが、特に脳血流と冠状血流に重要な影響を及ぼす因子である。
【０００６】
既存の血圧測定方法には、侵襲的（invasive）方法と、非侵襲的（noninvasive）方法がある。侵襲的方法はカテーテル（catheter）を直接動脈内に挿入して血圧を測定する方法であって、測定時の多くの面倒さと高い費用が要求され、カテーテルを動脈内に挿入する過程において、血液の循環上の問題、感染、血栓などの欠点のため、極めて制限された範囲内で使用されている。反面、非侵襲的方法は主にカフ（cuff）を用いる方法であって、非常に不正確であるだけでなく、組織外傷の原因となることもあり、乳児または低血圧患者には適用できない点と、何よりも連続的なモニタリングができないといった欠点を持っている。また、近来に多く使用する電子血圧計は、収縮期の血圧が７０ｍｍＨｇ以下の場合、正確性が著しく低下する傾向がある。
【０００７】
血圧を測定するため、脈波速度（pulse wave velocity）を用いる試みが数多くされており、多くの人々により、脈波速度またはパルス到達時間（pulse arrival time）を用いる血圧評価方法が考案された。しかし、脈波速度またはパルス到達時間のみでは信頼し得る血圧モニタリングの実現ができなかった。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
したがって、本発明の目的は、乳児、低血圧患者、重患者などのように既存の血圧計で測定し得ない場合にも血圧測定が可能であり、単に血圧を測定するものでなく、脈波を用いた血管自動診断装置としても活用範囲を拡大させることができる自動血圧測定装置および方法を提供することにある。
【０００９】
また、本発明のほかの目的は、非侵襲的方法により、短時間および長時間に心臓の収縮期および弛緩期の血圧を連続的に測定することができ、長時間にわたるモニタリングが可能な自動血圧測定装置および方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
前記目的を達成するため、本発明は、被験者の血圧を測定し表示する自動血圧測定装置において、被験者の手首の脈波を獲得する圧力センサと、前記圧力センサから印加される脈波を増幅しフィルタリングして雑音を除去する脈波信号処理部と、心臓の収縮期血圧と弛緩期血圧を測定し、これを電気的信号に変換する心電図測定器と、前記心電図測定器から印加される心電図測定信号を増幅しフィルタリングして雑音を除去する心電図信号処理部と、前記脈波信号処理部と前記心電図信号処理部から印加される交流信号を直流信号に変換させるＡ／Ｄ変換部と、前記Ａ／Ｄ変換部を介して印加される前記脈波信号と心電図信号を比較および分析して前記被験者の血圧を演算する制御部と、前記制御部で演算された前記被験者の血圧を表示するディスプレイとを含んでなることを特徴とする自動血圧測定装置を提供する。
【００１１】
また、前記自動血圧測定装置は、前記制御部の演算プログラムを記憶するプログラム記憶部と、前記Ａ／Ｄ変換部から印加される前記脈波信号と前記心電図信号を一定時間記憶し、前記制御部で演算された結果データを記憶するデータ記憶部とをさらに含むことが好ましい。
【００１２】
ここで、前記脈波信号処理部は、入力される脈波信号と出力信号のインピーダンスをマッチングさせる第１インピーダンスマッチング手段と、前記第１インピーダンスマッチング手段から出力される信号を増幅する脈波信号増幅手段と、前記脈波信号増幅手段で増幅された信号から商用周波数のノイズを除去する第１ノッチフィルタとを含む。
【００１３】
前記第１ノッチフィルタは、前記脈波信号増幅手段で増幅されて非反転端子に入力される信号を増幅するＯＰアンプと、前記ＯＰアンプの出力端から反転端子に帰還されるループに設けられ、商用周波数の雑音を除去するローパスフィルタと、前記ＯＰアンプの非反転端子に並列に連結される第１可変抵抗と、前記フィルタに並列に連結される第２可変抵抗とを含み、前記第１ノッチフィルタは印加される信号の遮断周波数を調節する。
【００１４】
また、前記心電図信号処理部は、前記心電図測定器から発生する心電図測定信号を増幅させる増幅部と、前記増幅部で増幅された信号をフィルタリングして雑音を除去するフィルタ部とを含む。
【００１５】
前記フィルタ部は、前記増幅部から印加される増幅信号から雑音を除去する第４ローパスフィルタと、前記第４ローパスフィルタから印加される入力信号のインピーダンスと出力信号のインピーダンスをマッチングさせる第３インピーダンスマッチング手段と、前記第３インピーダンスマッチング手段から印加される信号の商用周波数の雑音を除去する第２ノッチフィルタとを含む。
【００１６】
前記増幅部は、前記被験者の身体一側から測定される心電図信号の利得を調整する第１利得調整手段、前記第１利得調整手段から印加される調整信号から低域の雑音を除去する第２ローパスフィルタ、および前記第２ローパスフィルタでフィルタリングされた信号を増幅させる第１心電図信号増幅手段を含む第１差動増幅器と、前記被験者の身体他側から測定される心電図信号の利得を調整する第２利得調整手段、前記第２利得調整手段から印加される調整信号から低域の雑音を除去する第３ローパスフィルタ、および前記第３ローパスフィルタでフィルタリングされた信号を増幅させる第２心電図信号増幅手段を含む第２差動増幅器と、前記第１および第２差動増幅器の増幅信号が印加されると、前記フィルタ部とインピーダンスをマッチングさせる第２インピーダンスマッチング手段とを含む。
【００１７】
より好ましくは、前記第１および第２差動増幅器は、前記心電図測定器の電極から測定信号を印加する入力端に連結され、逆電流によるシステムの損傷を防止する逆電流防止手段をさらに含む。
【００１８】
また、前記目的を達成するため、本発明は、非侵襲的方法により被験者の手首から血圧を測定する方法において、被験者の手首から脈波を獲得し、増幅およびフィルタリングする段階と、心臓の収縮期血圧と弛緩期血圧を測定し、これを電気的信号に変換し、増幅およびフィルタリングする段階と、前記増幅およびフィルタリング段階の後、脈波と心電図の交流信号を直流信号に変換する段階と、前記信号変換段階で変換された前記脈波と心電図測定信号を比較し、被験者の血圧を演算する段階と、前記演算段階で演算された血圧を表示する段階とを含んでなることを特徴とする、自動血圧測定方法を提供する。
【００１９】
ここで、前記比較および演算段階は、前記脈波と心電図測定信号を入力する段階と、前記測定信号の入力段階で入力された前記脈波感知信号と心電図感知信号の波形を比較して、遷移時間、積分、領域および最大振幅パラメータを演算する段階と、前記段階で演算された前記遷移時間、積分、領域および最大振幅パラメータと前記パラメータの変化による血圧変化量を表現する定数を組み合わせ、これを演算して最高血圧および最低血圧を演算する段階とを含む。
【００２０】
また、前記遷移時間パラメータは、前記脈波の波形と前記心電図測定信号の波形の最大振幅間の時間間隔である。前記積分パラメータは、前記脈波の選択領域の終点間のデータ値に対する積分値である。前記領域パラメータは、前記脈波の選択領域の両側面でベースラインを連結した領域に対する積分値である。前記最大振幅パラメータは、前記積分パラメータと前記領域パラメータの指定範囲内の最大振幅である。
【００２１】
すなわち、本発明は、圧力センサで脈波を感知し、心電図での心臓の収縮期血圧と弛緩
期血圧を感知し、互いに比較、分析して一連の演算過程により最高血圧と最低血圧を測定し、これをディスプレイすることにより、専門医療人でなくても誰でも易く血圧を測定することができる特徴がある。
【発明の効果】
【００２２】
本発明の圧力センサを用いる自動血圧測定装置は、脈波と心電図の相関関係により血圧を測定し、脈波と心電図間の遷移時間、積分、領域、最大振幅などのパラメータを用いるので、乳児、低血圧患者、重患者などの血圧測定に用いられる。
【００２３】
また、カテーテルを動脈内に挿入しなくても血圧を測定することができるので、既存の侵襲的な血圧測定方法で注意を要する血液の循環上問題、感染、血栓などのいろいろの欠点が防止できるので、より易くて安全に正確な血圧を測定することができる。また、不便で不正確であった既存の血圧測定に対する概念が変わり、より未来志向的で先端性を有する多機能血圧計の普及が幾何級数的に増え、産業界に対する要求が爆走することと予想され、新形態の多機能超音波血圧計の登場により国内医療機器分野に対する技術的な応用が拡大できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
以下、添付図面に基づいて本発明の好適な実施形態を説明する。本発明の前記およびほかの目的、特徴および利点は添付図面を参照する以降の詳細な説明からより明らかに理解可能である。
【００２５】
図１は本発明の好適な実施形態による自動血圧測定装置を示す斜視図、図２は図１の底面図、図３は図１の側面図である。
【００２６】
図面符号１００は自動血圧測定装置、１１はディスプレイ、１２は操作キー、１３は心電図連結ポート、１４はバンド、１５はバックル、１６は圧力センサ、１７は心電図測定器を示す。
【００２７】
ディスプレイ１１は測定された血圧を表示し、操作キー１２は使用者操作信号を入力し、心電図連結ポート１３は心電図測定器１７に連結され、心電図測定器１７は心臓の収縮期、弛緩期の血圧を測定し、バンドは自動血圧測定装置１００を支持し、バックル１５は自動血圧測定装置１００を被験者の手首に固定させ、圧力センサ１６は被験者の脈波を感知する。
【００２８】
被験者の血圧を測定するためには、まず圧力センサ１６を被験者の動脈付近に位置させ、バンド１４で被験者の手首を巻いてバックル１５を固定する。そして、心電図測定器１７を心電図連結ポート１３に連結し、第１電極（ＥＣＧ ＬＬ、図７参照）を被験者の左足に固定させ、第２電極（ＥＣＧ ＲＡ、図７参照）を右腕に付着する。
【００２９】
したがって、自動血圧測定装置１００は、圧力センサ１６により被験者の脈波を獲得し、心電図測定器１７は、被験者の心臓の収縮期血圧と弛緩期血圧を測定する。したがって、制御部７０は、前記両信号を比較し演算して、ディスプレイ１１に最高血圧と最低血圧を表示する。
【００３０】
図４は本発明による自動血圧測定装置を示すブロック図である。
【００３１】
図面符号１１はディスプレイ、１６は圧力センサ、１７は心電図測定器、２０は脈波信号処理部、３０は増幅部、４０はフィルタ部、５０は心電図信号処理部、６１はプログラム記憶部、６２はデータ記憶部、６３はＡ／Ｄ変換部、７０は制御部、８０は入力部、９０はインターフェース、２００はコンピュータを示す。
【００３２】
脈波信号処理部２０は圧力センサ１６から印加される脈波を増幅およびフィルタリングし、増幅部３０は前記心電図測定器１７から印加される信号を増幅させ、フィルタ部４０は印加される低域信号をフィルタリングし、プログラム記憶部６１は駆動プログラムおよび設定データを記憶し、データ記憶部６２は測定信号および演算データを記憶し、Ａ／Ｄ変換部６３は交流信号を直流信号に変換させ、制御部７０は最高血圧と最低血圧を演算し、入力部８０は使用者の操作信号を入力し、インターフェース９０は外部機器に接続される。
【００３３】
被験者の手首に固定された圧力センサ１６は、動脈に流れる血液の圧力による脈波を発生させる。すなわち、血管上に固定された圧力センサ１６に、血液が血管に加える刺激が伝達されることにより、脈波を発生させる。そして、前記圧力センサ１６から印加された脈波は脈波信号処理部２０に印加されて増幅され、低域の信号がフィルタリングされることにより、雑音が除去される。その後、雑音の除去された信号はＡ／Ｄ変換部６３に印加され、ここで交流信号から直流信号に変換され制御部７０に印加される。
【００３４】
また、心電図測定器１７は心臓の収縮期と弛緩期血圧を測定して心電図測定信号を発生させる。発生された心電図測定信号は心電図信号処理部５０に印加されて増幅およびフィルタリングされ、Ａ／Ｄ変換部７０に印加する。
【００３５】
ここで、制御部７０は、図５に示すように、８ビットのデータを算術演算し得る能力を有し、１６ビットデータアドレスを持っている８０５１マイクロプロセッサを適用することが好ましい。前記制御部７０は四つの入出力ポートを持っているので、外部に対してデータ記憶部６２およびＡ／Ｄ変換部６３のデータを直接受信したり送信したりすることができ、シリアルポートを内蔵しているので、このポートにより、インターフェース９０を介してコンピュータ２００に対してデータの受信および送信ができる。そして、制御部７０は、プログラムをプログラム記憶部６１に記憶させることもでき、ＳＦＲ（special function register）により、各種のビット演算および制御などに関連した記録を行うことができる。
【００３６】
ここで、データ記憶部６２は、リフレッシュのような作業を避けるため、ＳＲＡＭを適用することが好ましく、Ａ／Ｄ変換部６３により獲得されたデータを前記制御部７０の制御により一定時間記憶し、前記制御部７０は、プログラム記憶部６１に記憶された駆動プログラムに基づいて印加された脈波と心電図測定信号を比較および分析して遷移時間パラメータ（または、ΔＴパラメータ）ｃ、積分パラメータａ、領域パラメータｂ、および最大振幅ｄを演算し、演算された各パラメータａ、ｂ、ｃ、ｄを後述する血圧アルゴリズムに適用して最高血圧値と最低血圧値を演算する。そして、前記制御部７０は、演算されたデータをデータ記憶部６２に記憶し、ディスプレイ１１を制御して、演算された最高血圧および最低血圧を表示する。また、制御部７０は、印加される測定信号に基づいて被験者の脈拍数と脈振を演算することができ、前記のような脈拍と脈振の演算アルゴリズムはプログラム記憶部６１に記憶されることが好ましい。
【００３７】
ここで、前記制御部７０は、インターフェース９０を介して外部機器に連結された状態であるかを判断し、コンピュータ２００などの外部機器が連結されると、インターフェース９０を介してコンピュータ２００に演算データを伝送する。
【００３８】
前述したような脈波信号処理部２０と心電図信号処理部５０の詳細構成は図６〜図８に示すようである。以下、前記構成を図６〜図８に基づいて詳細に説明する。
【００３９】
図６は図４の脈波信号処理部の回路図である。
【００４０】
図面符号２１は第１インピーダンスマッチング手段、２２は脈波信号増幅手段、２３は第１ノッチフィルタを示す。
【００４１】
第１インピーダンスマッチング手段２１は圧力センサ１６から印加された脈波のインピーダンスを出力端のインピーダンスとマッチングさせ、脈波信号増幅手段２２は低域の信号をフィルタリングして雑音を除去し、第１ノッチフィルタ２３は商用周波数の雑音を除去する。
【００４２】
圧力センサ１６から測定信号が印加されると、それぞれ並列に連結された第１抵抗Ｒ１および第２抵抗Ｒ２を介して第１ＯＰアンプＯＰ１の反転および非反転端子に印加され、第１ＯＰアンプＯＰ１により電圧が増幅される。ここで、印加される圧力センサ１６の測定信号は、前記第１ＯＰアンプＯＰ１の出力端で高いインピーダンスを有するため、第１抵抗Ｒ１と第１ＯＰアンプＯＰ１は入力端と出力端のインピーダンスをマッチングさせる。すなわち、電圧分配の原則により、第１抵抗Ｒ１を高めて入力電圧を低め、第１ＯＰアンプＯＰ１で増幅させるので、前記第１ＯＰアンプＯＰ１に連結される回路のインピーダンスとマッチングされる。したがって、前記のような過程により第１ＯＰアンプＯＰ１から出力された信号は第４抵抗Ｒ４と第２ＯＰアンプＯＰ２を介して、前述したインピーダンス過程と増幅段階を受ける。
【００４３】
前記第１インピーダンスマッチング手段２１から出力された信号は第１ローパスフィルタ２２の第６抵抗Ｒ６を通過し、第７抵抗Ｒ７と第２コンデンサＣ２により２０〜４０Ｈｚの低域信号が除去され、第３ＯＰアンプＯＰ３の反転端子に入力される。そして、第３ＯＰアンプＯＰ３は前記信号を増幅し、この信号は第１０抵抗Ｒ１０を介して第１１抵抗Ｒ１１と第４コンデンサＣ４に印加されてフィルタリングされる。次いで、２次にフィルタリングされた脈波は第４ＯＰアンプＯＰ４に印加される。第４ＯＰアンプＯＰ４は入力された信号を増幅し、第１ノッチフィルタ２３に印加する。
【００４４】
第１ノッチフィルタ２３は、前記第４ＯＰアンプＯＰ４の出力端に直列に連結された第１４抵抗Ｒ１４と、前記第１４抵抗Ｒ１４に並列に連結された第１可変抵抗ＶＲ１と、前記第１４抵抗Ｒ１４が非反転端子に直列に連結され、出力端が反転端子に負帰還される第５ＯＰアンプＯＰ５と、前記第５ＯＰアンプＯＰ５の負帰還ループに直列に連結された第５コンデンサＣ５と、前記第５コンデンサＣ５に並列に連結され、前記第５ＯＰアンプＯＰ５の反転端子に直列に連結された第６コンデンサＣ６と、前記第５コンデンサＣ５に並列に連結された第１５抵抗Ｒ１５と、一側は接地され、他側は前記第１５抵抗Ｒ１５に並列に連結された第１６抵抗Ｒ１６に連結された第２可変抵抗ＶＲ２とを含む。
【００４５】
第１ローパスフィルタ２２から印加された脈波信号は、第１ノッチフィルタ２３の第１４抵抗Ｒ１４と第１可変抵抗ＶＲ１を介して非反転端子に入力される。そして、第５ＯＰアンプＯＰ５はこれを増幅して出力する。この際、負帰還ループにそれぞれ並列に連結された第１５抵抗Ｒ１５と第５コンデンサＣ５は、出力端から帰還される商用周波数６０Ｈｚでの雑音を除去する。この際、第１可変抵抗ＶＲ１と第２可変抵抗ＶＲ２はそれぞれ可変されて商用周波数を６０Ｈｚに調節することにより、第１ノッチフィルタ２３の出力端に接続されるシステムの商用周波数と合わせることができる。
【００４６】
図７は心電図信号処理部の増幅部を示す回路図である。
【００４７】
図面符号３０ａは第１差動増幅器、３０ｂは第２差動増幅器、ＥＣＧ ＬＬは第１電極、ＥＣＧ ＲＡは第２電極、３１は第１逆電流防止手段、３２は第１利得調整手段、３３は第１心電図信号増幅手段、３４は第２ローパスフィルタ、３５は第２逆電流防止手段、３６は第２利得調整手段、３７は第２心電図信号増幅手段、３８は第３ローパスフィルタ、３９は第２インピーダンスマッチング手段を示す。
【００４８】
第１逆電流防止手段３１および第２逆電流防止手段３５は入力電源から発生する逆電流を防止し、第１心電図信号増幅手段３３および第２心電図信号増幅手段３７は入力信号を増幅させ、第２ローパスフィルタ３４および第３ローパスフィルタ３８は入力された信号の低域周波数信号をフィルタリングし、第２インピーダンスマッチング手段３９は入力信号のインピーダンスと出力信号のインピーダンスをマッチングさせる。
【００４９】
第１差動増幅器３０ａにおいて、心電図測定器１７の第１電極ＥＣＧ ＬＬには第１利得調整手段３２が直列に連結される。前記第１電極ＥＣＧ ＬＬと第１利得調整手段３２との間には、並列に連結された第１電源端子＋ＢＳ１および第２電源端子−ＢＳ１と、前記電源端子＋ＢＳ１、−ＢＳ１にそれぞれ反対方向に連結された第１ダイオードＤ１および第２ダイオードＤ２とからなった逆電流防止手段３１が連結される。ここで、前記第１利得調整手段３２の第６ＯＰアンプＯＰ６の１番端子には第３電源＋ＢＭ、４番端子には第４電源−ＢＭが印加され、前記第３電源端子＋ＢＭは一側が接地された第８コンデンサＣ８および第９コンデンサＣ９に並列に連結され、前記第４電源端子−ＢＭは一側が接地された第１０コンデンサＣ１０および第１１コンデンサＣ１１に並列に連結される。また、前記第１利得調整手段３２は、第２インピーダンスマッチング手段３９、第１心電図信号増幅手段３３、および第２ローパスフィルタ３４に並列に連結される。ここで、第１心電図信号増幅手段３３の第７ＯＰアンプＯＰ７の出力端は反転端子に負帰還され、前記第７ＯＰアンプＯＰ７の反転端子の負帰還ループは前記第２ローパスフィルタ３４の出力端に連結される。また、第１心電図信号増幅手段３３の第７ＯＰアンプＯＰ７の出力端は前記第１利得調整手段３２の出力端に連結される。
【００５０】
第２差動増幅器３０ｂにおいて、心電図測定器１７の第２電極ＥＣＧ ＲＡには第２利得調整手段３６が直列に連結される。前記第２電極ＥＣＧ ＲＡと第２利得調整手段３６との間には、並列に連結された第５電源端子＋ＢＳ２および第６電源端子−ＢＳ２と、前記電源端子＋ＢＳ２、−ＢＳ２にそれぞれ反対方向に連結された第３ダイオードＤ３および第４ダイオードＤ４とからなった第２逆電流防止手段３５が連結される。ここで、前記第２利得調整手段３６の第９ＯＰアンプＯＰ９の１番端子には第７電源−ＢＭ２、４番端子には第８電源＋ＢＭ２が印加され、前記第７電源端子−ＢＭ２は一側が接地された第１６コンデンサＣ１６および第１７コンデンサＣ１７に並列に連結され、前記第８電源端子＋ＢＭ２は一側が接地された第１４コンデンサＣ１４および第１５コンデンサＣ１５に並列に連結される。また、前記第２利得調整手段３６は、第２インピーダンスマッチング手段３９、第２心電図信号増幅手段３７、および第３ローパスフィルタ３８に並列に連結される。ここで、第２心電図信号増幅手段３７の第１０ＯＰアンプＯＰ１０の出力端は反転端子に負帰還され、前記第１０ＯＰアンプＯＰ１０の反転端子の負帰還ループは前記第３ローパスフィルタ３８の出力端に連結される。また、第２心電図信号増幅手段３７の第９ＯＰアンプＯＰ９の出力端は前記第２利得調整手段３６の出力端に連結される。
【００５１】
このように構成された第１差動増幅器３０ａと第２差動増幅器３０ｂは、入力ラインの第９抵抗Ｒ９と第２７抵抗Ｒ２７の後端に第７コンデンサＣ７と第１３コンデンサＣ１３を介して並列に連結され、前記第６ＯＰアンプＯＰ６と第９ＯＰアンプＯＰ９の反転端子に連結される負帰還ループに第１７抵抗Ｒ１７と第２８抵抗Ｒ２８を介して並列に連結される。また、第１差動増幅３０ａは第２インピーダンスマッチング手段３９の反転端子に連結され、第２差動増幅器３０ｂは第２インピーダンスマッチング手段３９の非反転端子に連結される。
【００５２】
第１電極ＥＣＧ ＬＬで印加される信号は第１６抵抗Ｒ１６を介して前記第１利得調整手段３２に印加される。ここで、前記第１電極ＥＣＧ ＬＬで印加される心電図測定信号は通常インピーダンスが高くて、システム側のインピーダンスとマッチングされないため、システムに致命的な損傷をもたらすことがあるので、第１利得調整手段３２により入力インピーダンスをシステム側とマッチングさせて出力信号の利得を低めるように調整される。これに電圧分配の原則を適用するため、第１６抵抗Ｒ１６は抵抗値の高いものを採用することが好ましい。したがって、前記第１電極ＥＣＧ ＬＬから印加された測定信号は分圧されて低まるので、第６ＯＰアンプＯＰ６から出力される信号の利得は低くなる。この際、第１電源端子＋ＢＳ１および第２電源端子−ＢＳ１には電流が印加されて前記測定信号の電流を増加させ、前記電源端には第１ダイオードＤ１および第２ダイオードＤ２が設けられて、逆電流による回路の損傷を防止する。
【００５３】
前記第１利得調整手段３２から出力された測定信号は第１心電図信号増幅手段３３の非反転端子と第２ローパスフィルタ３４の非反転端子に入力される。ここで、第２ローパスフィルタ３４は第８ＯＰアンプＯＰ８の出力端から第１２コンデンサＣ１２を介して１番端子に帰還される。この際、帰還ループに形成された第１２コンデンサＣ１２により２０〜４０Ｈｚの信号がフィルタリングされる。
【００５４】
したがって、前記第２ローパスフィルタ３４でフィルタリングされた測定信号は第１心電図信号増幅手段３３の第７ＯＰアンプＯＰ７の反転端子に入力され、前記第７ＯＰアンプＯＰ７の出力端から第２３抵抗Ｒ２３を介して第７ＯＰアンプＯＰ７の反転端子に負帰還されるので、前記測定信号が増幅され第２インピーダンスマッチング手段３９の反転端子に印加される。
【００５５】
また、第２電極ＥＣＧ ＲＡで印加される信号は第２７抵抗Ｒ２７を介して前記第２利得調整手段３６に印加される。ここで、前述したように、第２電極ＥＣＧ ＲＡを外部抵抗と見なし、前記第２電極ＥＣＧ ＲＡと第２７抵抗Ｒ２７が並列に連結されているので、その間から引き出された回路線が第９ＯＰアンプＯＰ９の非反転端子に連結される。したがって、第２電極ＥＣＧ ＲＡと第２７抵抗Ｒ２７の電圧分配により、前記第２電極ＥＣＧ ＲＡから印加された測定信号が分圧され第９ＯＰアンプＯＰ９に入力されるので、利得が低くなる。この際、第５電源端子＋ＢＳ２および第６電源端子−ＢＳ２には電流が印加されて前記測定信号の電流を増加させ、前記電源端＋ＢＳ２、−ＢＳ２には第３ダイオードＤ３および第４ダイオードＤ４からなった第２逆電流防止手段３５が設けられて、逆電流による回路の損傷を防止する。
【００５６】
前記第２利得調整手段３６から出力された測定信号は第２心電図信号増幅手段３７の非反転端子と第３ローパスフィルタ３８の反転端子に入力される。ここで、第３ローパスフィルタ３８は第１１ＯＰアンプＯＰ８の出力端から第１８コンデンサＣ１８を介して１番端子に帰還されるので、２０〜４０Ｈｚの信号がフィルタリングされる。
【００５７】
したがって、前記第３ローパスフィルタ３８でフィルタリングされた測定信号は第２心電図信号増幅手段３７の第１０ＯＰアンプＯＰ１０の反転端子に入力され、前記第１０ＯＰアンプＯＰ１０の出力端から第３４抵抗Ｒ３４を介して第１０ＯＰアンプＯＰ１０の反転端子に負帰還されるので、前記測定信号が増幅され第２インピーダンスマッチング手段３９の非反転端子に印加される。
【００５８】
したがって、第２インピーダンスマッチング手段３９の第１２ＯＰアンプＯＰ１２の出力端は第４１抵抗Ｒ４１に並列に連結され、第１２ＯＰアンプＯＰ１２の反転端子とともに負帰還ループを形成する。前記第１２ＯＰアンプＯＰ１２の入力端に設けられた第３７抵抗Ｒ３７と帰還ループの第４０抵抗Ｒ４０に入力される電圧が分圧されて第１２ＯＰアンプＯＰ１２に入力されるので、出力端のインピーダンスとマッチングされてフィルタ部４０に印加される。
【００５９】
図８は心電図信号処理部５０のフィルタ部４０を示す回路図である。
【００６０】
図面符号４０はフィルタ部、４１は第４ローパスフィルタ、４２は第３インピーダンスマッチング手段、４３は第２ノッチフィルタを示す。
【００６１】
第４ローパスフィルタ４１は印加される信号から低域の雑音を除去し、第３インピーダンスマッチング手段４２は入力端のインピーダンスと出力端のインピーダンスをマッチングさせ、第２ノッチフィルタ４３は商用周波数の雑音を除去する。
【００６２】
第４ローパスフィルタ４１において、入力端は第１９コンデンサＣ１９に並列に連結され、第４１抵抗Ｒ４１、第４３抵抗Ｒ４３、および第１３ＯＰアンプＯＰ１３の反転端子に直列に連結される。前記第４１抵抗Ｒ４１と前記第４３抵抗との間に第２０コンデンサＣ２０が並列に連結される。第４４抵抗Ｒ４４は、一側が前記第１９コンデンサＣ１９および第２０コンデンサＣ２０に連結され、他側が前記第１３ＯＰアンプＯＰ１３の非反転端子に連結される。ここで、前記第１３ＯＰアンプＯＰ１３は出力端から反転端子に負帰還される。この際、負帰還ループには第４２抵抗Ｒ４２と第２１コンデンサＣ２１がそれぞれ並列に連結される。
【００６３】
第３インピーダンスマッチング手段４２は前記第４ローパスフィルタ４１の出力端に直列に連結された第４５抵抗Ｒ４５を有し、前記第４５抵抗Ｒ４５は第１４ＯＰアンプＯＰ１４の反転端子に直列に連結される。第４６抵抗Ｒ４６は、一側が第１４ＯＰアンプＯＰ１４の非反転端子に連結され、他側が接地され、第１４ＯＰアンプＯＰ１４の１番端子には商用電源ＶＣＣ１が印加され、前記商用電源ＶＣＣ１には第２４コンデンサＣ２４および第２５コンデンサＣ２５が並列に連結され、４番端子ＶＣＣ２には商用電源が印加され、前記商用電源には第２２コンデンサＣ２２および第２３コンデンサＣ２３がそれぞれ並列に連結されるので、印加される電源のノイズを除去する。ここで、前記第１４ＯＰアンプＯＰ１４の負帰還ループには第４７抵抗Ｒ４７が連結される。
【００６４】
第２ノッチフィルタ４３は、一側が第３インピーダンスマッチング手段４２に直列に連結され、他側が第１５ＯＰアンプＯＰ１５の非反転端子に直列に連結される第４９抵抗Ｒ４９を有する。ここで、第４９抵抗Ｒ４９と非反転端子との間には第４可変抵抗ＶＲ４が並列に連結される。また、第１５ＯＰアンプＯＰ１５の出力端には、反転端子に帰還される帰還ループが形成され、前記帰還ループには第５０抵抗Ｒ５０と第２７コンデンサＣ２７がそれぞれ並列に連結され、第３可変抵抗ＶＲ３は第４８抵抗Ｒ４８を介して前記第５０抵抗Ｒ５０に並列に連結され、第２６コンデンサＣ２６は、一側が第５０抵抗Ｒ５０と第２７コンデンサＣ２７に並列に連結され、他側が前記反転端子に連結される。
【００６５】
前記増幅部３０で印加される測定信号は、第４１抵抗Ｒ４１および第４３抵抗Ｒ４３と第１９コンデンサＣ１９および第２０コンデンサＣ２０により２０〜４０Ｈｚの低域信号がフィルタリングされ、前記フィルタリングされた信号は第１３ＯＰアンプＯＰ１３に印加されて増幅される。ここで、増幅信号は出力端の負帰還ループに印加され、第４２抵抗Ｒ４２と第２１コンデンサＣ２１によりフィルタリングされ反転端子に印加される。
【００６６】
このように、第４ローパスフィルタ４１でフィルタリングされた信号は第３インピーダンスマッチング手段４２の第４５抵抗Ｒ４５を介して第１４ＯＰアンプＯＰ１４の反転端子に入力されるので、出力端に増幅された電圧が負帰還ループに沿って反転端に入力される。したがって、電圧分配の原則に従い、第４５抵抗Ｒ４５および第４７抵抗Ｒ４７で入力信号が分圧される。そして、分圧された信号はさらに増幅されて出力されるので、第２ノッチフィルタ４３のインピーダンスとマッチングされる。
【００６７】
前記第３インピーダンスマッチング手段４２から出力された信号は第３ノッチフィルタ４３の第４９抵抗Ｒ４９を介して第１５ＯＰアンプＯＰ１５の非反転端子に印加される。ここで、第４可変抵抗ＶＲ４は、入力される信号の商用周波数を調節する。すなわち、商用周波数は６０Ｈｚであるが、実際には５８〜５９Ｈｚであるので、第４可変抵抗ＶＲ４で調節されてマッチングされる。第１５ＯＰアンプＯＰ１５で増幅された信号は負帰還され、第５０抵抗Ｒ５０と第２７コンデンサＣ２７でフィルタリングされることにより、商用周波数の雑音が除去される。この際、第３可変抵抗ＶＲ３および第４可変抵抗ＶＲ４を調節して商用周波数に調節する。
【００６８】
図９は本発明による自動血圧測定装置および方法を示すフローチャートで、これに基づいて本発明の構成による作用を詳細に説明する。
【００６９】
被験者の右手首に本発明による自動血圧測定装置１００を固定させて、被験者の動脈の上側に圧力センサ１６が位置するようにする。そして、前記自動血圧測定装置１００の一側に形成された心電図連結ポート１３に心電図測定器１７を連結し、前記心電図測定器１７の第１電極ＥＣＧ ＬＬを被験者の左足首に固定させ、第２電極ＥＣＧ ＲＡを右腕に固定させる。
【００７０】
そして、自動血圧測定装置の上面に設けられた電源スイッチをオンにすると（Ｓ１１）、ディスプレイ１１がターンオンされ（Ｓ１２）、圧力センサ１６と心電図測定器１７から感知信号が発生する（Ｓ１３、Ｓ１４）。したがって、圧力センサ１６で感知した脈波信号は脈波信号処理部２０に印加されるので、圧力センサ１６から出力された信号は、第１インピーダンスマッチング手段２１から出力された信号とマッチングされたインピーダンスを有し、脈波信号増幅手段２２により増幅され、第１ノッチフィルタ２３に印加され、商用周波数である６０Ｈｚで雑音が除去される（Ｓ１５）。その後、雑音の除去された交流信号はＡ／Ｄ変換部６３で直流に変換され、制御部７０に印加される（Ｓ１６）。
【００７１】
また、心電図測定器１７から発生された心電図測定信号は増幅部３０に印加され、増幅される。すなわち、左足で測定された信号は第１差動増幅器３０ａで増幅され、第２インピーダンスマッチング手段３９の反転端子に印加される。そして、右腕で測定された信号は第２差動増幅器３０ｂで増幅され、第２インピーダンスマッチング手段３９の非反転端子に印加されるので、フィルタ部４０のインピーダンスとマッチングされてフィルタ部４０に印加される。
【００７２】
したがって、前記増幅信号がフィルタ部４０に印加されると、第４ローパスフィルタ４１は一定帯域の信号のみを通過させ、残りの信号は全て除去する。そして、フィルタリングされた心電図測定信号は第３インピーダンスマッチング手段４２に印加され、第３インピーダンスマッチング手段４２は、入力された信号を出力端の第２ノッチフィルタ４３とマッチングさせるためにバッファリングを行う。そして、前記バッファリング信号は第２ノッチフィルタ４３に印加され、これにより６０Ｈｚの商用周波数の雑音が除去された後、Ａ／Ｄ変換部６３に印加されることにより、交流信号が直流信号に変換されて制御部７０に印加される（Ｓ１５、Ｓ１６）。
【００７３】
前記制御部７０は、印加された測定信号をデータ記憶部６２に一定時間記憶させ、さらに読み出して各データを比較および演算して、遷移時間（ΔＴ）パラメータ、積分パラメータ、および領域パラメータを求める。そして、前記制御部７０は、プログラム記憶部６１に記憶された演算アルゴリズムに前記各パラメータを適用して最高血圧と最低血圧を演算し、ディスプレイ１１に表示するように制御する（Ｓ１７、Ｓ１８）。
【００７４】
また、前記制御部７０は、前記データ記憶部６２に一定時間記憶される測定信号を用いて脈拍数と脈振を演算する。すなわち、測定信号を前記プログラム記憶部６１に記憶された脈拍および脈振演算アルゴリズムに適用することにより、脈波数と脈振を演算し、これをディスプレイ１１に表示するように制御する。
【００７５】
ここで、血圧、脈拍および脈振の結果はＬＣＤディスプレイ１１に表示されるので、制限されたディスプレイ量を克服する。ディスプレイ１１は、本発明による測定された最高および最低血圧だけでなく、脈拍数と現在脈振の簡単な表現までも可能である。また、予想される心血管疾患による予想心血管疾患コード出力方式を開発してディスプレイ１１に表示した。表１は予想疾病コードのディスプレイ１１に表示される項目を一例として示す。
【００７６】
【表１】
2005537080.tif 000003
【００７７】
図１０は比較および演算段階を示すフローチャート、図１１は各パラメータを示すグラフであって、これを参照して前記比較および演算段階をより詳細に説明する。
【００７８】
圧力センサ１６と心電図測定器１７から発生された信号がＡ／Ｄ変換部６３を介してデータ記憶部６２に一時記憶されると（Ｓ２１、Ｓ２２）、制御部７０は、一定時間の経過後、データ記憶部６２に記憶された測定信号を読み込み、両信号の波形を比較して各パラメータを演算する。すなわち、図１１に示すように、脈波と心電図信号を比較および分析してそれぞれのパラメータを演算する。図面符号ａは積分パラメータ、ｂは領域パラメータ、ｃは遷移時間（ΔＴ）パラメータ、ｄは最大振幅を示す。
【００７９】
したがって、制御部７０は、前記データ記憶部６２、５２に一時記憶された測定信号を読み出し、一定領域を選択し、選択された領域の終点間のデータ値に対する積分値で下記式により積分パラメータａを演算する（Ｓ２４）。
【００８０】
【数１】
2005537080.tif 000004
【００８１】
また、前記制御部７０は、一定領域内で選択された面積の終点を連結するベースラインを設定し、そのベースラインの上側領域を積分で演算することにより、領域パラメータｂを求める（Ｓ２５）。この計算値は常に正の値であり、波形とベースライン間の全面積として測定することができ、振幅と水平単位で面積を表示することができ、下記式により計算することができる。
【００８２】
【数２】
2005537080.tif 000005
【００８３】
ここで、ｆ（）はデータの値を示し、ｙ（）は終点間を連結する直線の値を示し、ΔＴは水平の標本間隔を示す。
【００８４】
そして、前記制御部７０は、心電図波形と手首に固定されたセンサで検出された波形の最大振幅間の時間間隔を演算して遷移時間（ΔＴ）パラメータを演算し（Ｓ２６）、さらに積分パラメータａと領域パラメータｂの指定範囲内の最大振幅を演算することにより、最大振幅パラメータｄを演算する（Ｓ２７）。前記最大振幅ｄは、圧力変化による検出波形の最大振幅値の変化を導出する。
【００８５】
ここで、前記のような方法で演算された各パラメータａ、ｂ、ｃ、ｄは心臓の収縮期血圧と弛緩期血圧に対して一定の傾向を示し、このような線形的な変化は図１２および図１３に示すようである。
【００８６】
図１２ａは収縮期血圧変化による遷移時間パラメータｃの値を示すグラフであって、血圧が高いほど最大振幅間の時間間隔が小さくなることが分かり、図１２ｂは積分パラメータａの変化を示すものであって、血圧が高いほど一定範囲内の積分値が減少するので、前記積分パラメータａも減少することが分かる。また、図１２ｃは領域パラメータｂの値の変化を示すものであって、血圧が高いほど一定領域内のデータ値が増加するので、前記領域パラメータｂの値が増加する。そして、図１２ｄは最大振幅パラメータｄを示すものであって、血圧が上昇すると、前記最大振幅パラメータｄも増加することを示す。
【００８７】
図１３は心臓の弛緩期血圧変化による各パラメータの変化を示すグラフである。図１３ａは遷移時間パラメータｃの値を示すグラフであって、血圧が高いほど線形的に減少することを示し、図１３ｂは領域パラメータｂの値の変化を示すものであって、血圧が高いほど領域パラメータｂの値が減少することを示す。
【００８８】
図１２および図１３に示す各パラメータの相関関係を見ると、収縮期血圧が増加するに従い、積分パラメータａと遷移時間パラメータｃは線形的に減少し、領域パラメータｂと最大振幅パラメータｄは線形的に増加する。弛緩期血圧において、遷移時間ｃと領域パラメータｂは血圧によって線形的に減少する結果が導出される。
【００８９】
このような血圧と各パラメータａ、ｂ、ｃ、ｄ間の相関性を用い、本発明はつぎのような演算アルゴリズムを提案する。
【００９０】
最高血圧（Systolic blood pressure）
Ｐ＝919.121Ar＋17.157Max−98.26Int＋161.736D_Dt
最低血圧（Diastolic blood pressure）
Ｐ＝146.161−78.903D_Dt−442.904D_Ar
ここで、Ｐ：圧力（ｍｍＨｇ）、ＤｔおよびＤ＿Ｄｔ：ΔＴ（ｓｅｃ）、ＡｒおよびＤ＿Ａｒ：Ａｒｅａ、Ｉｎｔ：Ｉｎｔｅｇｒａｌ
【００９１】
前記最高血圧は収縮期血圧を示すもので、前述した各パラメータと血圧間の関係から前記数式を導出した。前記最低血圧は弛緩期血圧を示すもので、遷移時間パラメータｃと領域パラメータｂの変化による血圧間の関係から導出した。
【００９２】
また、前記アルゴリズムにおいて、各パラメータａ、ｂ、ｃ、ｄに掛けられる一連の定数は各パラメータａ、ｂ、ｃ、ｄの血圧による変化量を示すもので、血圧の変化による各パラメータの比重を示す。すなわち、各パラメータａ、ｂ、ｃ、ｄの変化により血圧が変化する程度を統計的に示す定数である。
【００９３】
したがって、前記制御部７０は、前記段階で演算された各パラメータａ、ｂ、ｃ、ｄを前記演算アルゴリズムに適用して最高血圧と最低血圧を演算し、これをディスプレイ１１に表示するように制御する（Ｓ２８、Ｓ２９）。
【００９４】
図１４は前述した各パラメータを用いた血圧アルゴリズムに対する期待分布と観測分布の累積分布を図表化したグラフである。
【００９５】
図示のように、図表は二つの値が同一であれば一直線に表されるが、標準化された残差が期待される直線に対してどのように分布するかを観測して二つの分布を比較することができる。前記結果は正規分布付近に標準化された残差があるので、本発明による自動血圧測定装置と方法による血圧測定はその予測の程度が非常に高いと言える。
【００９６】
以上、本発明の好適な実施例に基づいて本発明を図示し説明したが、当業者であれば、添付する特許請求範囲により定義される本発明の精神および範囲から逸脱せずに多様な変形例が可能である。
【図面の簡単な説明】
【００９７】
【図１】本発明の一実施形態による自動血圧測定装置を示す斜視図である。
【図２】図１の底面図である。
【図３】図１の側面図である。
【図４】本発明による自動血圧測定装置のブロック図である。
【図５】制御部を示す回路図である。
【図６】脈波信号処理部を示す回路図である。
【図７】心電図信号処理部の増幅部を示す回路図である。
【図８】心電図信号処理部のフィルタ部を示す回路図である。
【図９】本発明による自動血圧測定方法を示すフローチャートである。
【図１０】図８の比較および演算過程を示すフローチャートである。
【図１１】各パラメータを示すグラフである。
【図１２】収縮期血圧変化による各パラメータの相関関係を示すグラフである。
【図１３】弛緩期血圧変化による各パラメータの相関関係を示すグラフである。
【図１４】血圧アルゴリズムに対する期待分布と観測分布の累積分布を図表化したグラフである。
【図１】
2005537080.tif 000006
【図２】
2005537080.tif 000007
【図３】
2005537080.tif 000008
【図４】
2005537080.tif 000009
【図５】
2005537080.tif 000010
【図６】
2005537080.tif 000011
【図７】
2005537080.tif 000012
【図８】
2005537080.tif 000013
【図９】
2005537080.tif 000014
【図１０】
2005537080.tif 000015
【図１１】
2005537080.tif 000016
【図１２】
2005537080.tif 000017
【図１３】
2005537080.tif 000018
【図１４】
2005537080.tif 000019
【国際調査報告】
2005537080.tif 000020
2005537080.tif 000021