JPS62501193A - 携帯用自動血圧監視装置およびその方法 - 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】 −の　 Ｉ… 本発明は、対象者の心臓血管の状態を自動的に測定する医療器に関する。特に、 本発明は、体内に侵入しない聴診技術を使用して測定している間も活動する対象 者の血圧と心拍数を測定するためのシステムと方法に関する。

１に１１ 対象者の心臓血管の測定は直接（動脈内測定のような）あるいは間接的（たとえ ば、古典的聴診方法）に行われる。直接的測定方法は危険性が高いので、聴診方 法は医学臨床医や研究者のような人が選ぶ方法としてほとんど普遍的に受入れら れてきた。

よく知られているように、患者の血圧を決定する聴診方法は、血液が圧搾された （圧迫された）動脈を通って流れる時に生じる障害音（“コロトコフ音”あるい はに音）を利用する。内科医は典型的に患者の上腕に膨張する圧迫帯を取付け、 圧迫帯と上腕の動脈の付近の腕との間に聴診器の聴覚口を位置させる。圧搾型空 気ポンプは完全に上腕動脈を圧迫するために患者の心臓収縮血圧より多少大きい 圧力に圧迫帯を膨張させるために使用される。圧迫帯が完全に動脈を圧迫すると 、圧迫点の下の動脈を動脈の血管は流れないので、聴診法では何の音も検出され ない。

圧迫帯をゆっくりと収縮させ、上腕動脈の壁に及んだ圧力を減少されるために内 科医は空気バルブを調節し、一方圧迫帯の圧力は持続的にＪｊｌ定される（たと えば水銀圧力計等によって）。圧迫帯によって加えられた圧力が微かに患者の心 臓収縮血圧以下に落ちると、心臓収縮のごとに、それによって動脈が一時的に圧 迫されないように、圧迫帯より大きい力を圧迫帯に加えるために、上腕動脈の壁 を圧迫する血液のヘッドフロントが生じる。心臓収縮によって生じる力の下の上 腕動脈が一時的に開くことによって、聴診器で聞くことのできるコロトコフ音が 生じる。内科医は患者の心臓収縮の血圧値を得るために最初のコロトコフ音を聞 くときの圧迫帯の圧力を記録する。

心臓収縮によって生じる血液のヘッドフロントが圧迫点を通過した後動脈は再び 圧迫され、次の心臓収縮が起こるまで圧迫され続ける。圧迫帯の圧力が患者の心 臓弛緩血圧より大きい限り、コロトコフ音は心臓の収縮ごとに生じる（血液のフ ロントヘッドが心臓から動脈圧迫点に行くまでの時間だけ心臓収縮の時間から微 かに遅れる）。内科医は、患者の心拍数をエリ定するために所定の時間の門生じ るコロトコフ音の数を数える。

内科医は、コロトコフ音が聴診器では聞こえなくなる（心臓弛緩の間でさえ動脈 を圧迫するために圧迫帯がもはや動脈の壁に十分な圧力を加えないということを 示す）まで、圧迫帯をゆっくりと収縮し続ける。内科医は、この時の圧迫帯圧力 を患者の弛緩血圧として記録する。

体内に侵入しない血圧と心拍数測定は臨床的で経験的な医学的研究目的にとって 有用である。たとえば、この様な測定技術は手術あるいは回復室で外１４思省を 診断したり、他のの臨床患者の診断（臨床的ストレスあるいは実際の検査）にと って有用である。古典的聴診器測定技術は訓練された人によってなされ典型的に 臨床学的環境で使用されるが、池の場合、たとえば毎日の環境的ス１〜レスが生 じている時の活動する患者の心臓血管測定あるいはある時間に亙って測定するよ うな検査の場合には実際的ではない。歩行できる対す者の心臓血管データを自動 的に得ることができる携帯用機器は、たとえば分野研究、バイオフィードバック 研究、あるいは患者の生態調節等を含む広い範囲にわたって心臓血管研究を可能 にするために開発されてきた。

長時間にわたって対象者の心臓血管情報を得ることができる携帯用血圧監視シス テムは米国特許第４，２１６，７７９号明１書〈発明者スクワイアズその他、１ ９８０年８月１２日）およびＤｅｌ　Ｍａｒ　、Ａ、ｖｉｏｎｉｃｓ　ｏｆ　Ｉ 　ｒｖｉｎｅ　Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ発行の“圧力計■外来用血圧監視モデル１ ９７８年″と題される１９７９年製品情報広報に開示されている。開示されシス テムは体内に侵入せずに聴診方法を用いて電子工学的的制御によって血圧および 心拍数を測定する。圧迫帯は、対象者の最終に測定された心臓収縮圧力に従って 、それより大きいレベルに予め定められたブ［１グラム可能な時間で自動的に膨 張させる。圧迫帯は続いてＥＣＧ電極によって検出されるＲ波に応答して決まっ た減少率で収縮され、一方マイクロフォンはコロトコフ音を感知する。心臓の鼓 動ごとに続く予めセットされた時間内のコロトコフ音の存在あるいは無存在は、 圧迫帯の圧力（Ｎ子工学圧力センサによって測定される）が対象者の心臓収縮お よび弛緩血圧に等しい時を決定するために用いられる。各圧迫帯膨張・収縮サイ クルの間に検出された最初と最後のコロトコフ音に相当する心臓収縮および弛緩 の血圧はデジタル信号に変換されて電子的表示器に表示される。

心臓収縮および弛緩の圧力はＥＣＧ電極からの信号と一緒に１的に動作する携帯 用テープレコーダーにデジタル形式で記録される。多数の動作サイクルがなされ た後、磁気テープはレコーダから外され、通常のチャートで読込む心拍数とそれ に附随する血圧曲線を得るために高速再生のアナライザに挿入される。

米国特許第４，２５２，１２７号明細書（発明者ゲメルク１９８１年２月２４日 ）では、自動膨張圧迫帯、コロトコフ音センサ、圧迫帯圧力センサ、およびテー プレコーダを具備する携帯用血圧計が開示されている。圧迫帯は定期的に自動的 に膨張し次にゆっくりと収縮される。テープレコーダは圧迫帯圧力が落ち始める とき動作し始める。コロトコフ音マイクロフォンの出力は心臓の鼓動によって生 じた圧迫帯圧力パルスによって生じる信号によってゲートされ、フィルタされ、 バッファされ、また合計増幅器の１つの入力に供給される。合計増幅器の他の入 力は圧迫帯圧力センサの電圧・符号化された出力に接続される。結果として生じ る合成出力は可変周波数で生じる瞬間的オフ・タイムを有する波形を作り出すた めに電圧−周波数変換器によって変調される。この波形はテープレコーダで記憶 される。それぞれの圧力とに音信号は比較器、整流器、周波数−電圧変換器およ びフィルタネットワークを介してテープレコーダからの再生信号を通過すること によって後に個々に再生される。高域通過フィルタはに音信号を残して、復調さ れた合成信号からの圧力信号を消去する。圧力信号は低域通過フィルタで復調さ れた合成信号をフィルタすることによって同様に再生される。

グラハム氏の論文（“μＰｓ監視ＥＫＧおよび血圧”、２４　Ｅ　Ｉｅｃｔｒｏ ｎｉｃ　Ｄ　ｅｓｉａｎ　Ｎ　ｏ、　１９、ｐ、２８．１９７６年９月１３日） では、偏差が検出されるときだけ情報を処理する携帯用心電図および血圧信号監 視装置を開示している。グラハムは明らかに心臓収縮および弛緩圧力に対応する 予め記憶されたコロトコフ音モデルの特性によって実時間で生じる各に音に匹敵 するコロトコフ音周波数特性の技術を暗示しまたその技術を試みている。１９７ ６年のグラハムの論文にはマイクロプロセサ制御された医学的監視Ｈｄのブロッ ク図と、コロトコフ音検出技術の非常に短い説明がある。ブロック図に示される ようなテープレコーダはＭ　Ｐ　Ｕ　［直接接続され、データがデジタルフォー マットでのみテープに記憶されたことを示している。

米国特許第４，２７０，５４７号明細書（発明者ステフ、ｒンその他、１９８１ 年）には心臓血管パラメータのアナログ測定値をデジタル形式で表示するために 変換する心臓徴候監視システムが開示されている。

心臓血管測定値を記憶するために磁気テープレコーダを使用する血圧測定装置を 開示する他の特許には、米国特許第４．２１１，２３８号明細溌（発明者シュー その他、１９８０年７月８日）および米国特許第４，３７８，８０７　’４明細 ♂（発明賃ビーダーリンその他、１９８３年４月５日）がある。米国特許第、ｌ 、２２８，５０６号明＠書（発明者リプレイその他、１９８０年１０月１４日） では、時間相関デジタル心臓収縮および心臓弛緩血圧データと心拍数データ源で 使用するための情報データロギングプリンタ・ブロックが開示されている。

別の体内に侵入しない自動血圧記録装置はデモブロスキーその他によるハードそ の他によって再版された論文（“ビタースタット自動血圧記録装置の確認”Ｃａ ｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒＩ　ｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ：　Ａｐｐｌｉｃ ａｂｉｌｉｔｙ　ｏｆ　Ｎｅｗ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｔｏ　Ｂ　１ｏｂｉｈａｖ ｉｏｒａｌ　Ｒｅｓｅａｒｃｈ　、メリーランド州、ベセスダ、ナショナルイン スティチュートオブヘルス、１９８３年）に開示されている。この論文に開示さ れるシステムは取外しできるランダムアクセスメモリバックの聴診データロギン グモジュールとマイクロコンピュータとメモリバックをインターフェースするた めの基本ユニットとを備える。ロギングモジュールはプログラムされ、マイクロ コンピュータからの情報をメモリバックにロードすることによって測定された値 に初期化される。心臓血管測定値は予め定められた決まった時間間隔で自動的に 得られ、デジタル形式でメモリに記憶される。測定が終了した後、メモリバック はロギングモジュールから取外され、メモリバックに記憶されたデータはフロッ ピーディスクに記憶し、印刷し、分析する等のためにデータバスを介してマイク ロプロセサに送られる。

以下の特許明′ＪｆＵｉ！および論文は本発明に関連する他の心臓血管データ取 得装置を開示している。

米国特許第３，６５４，９１５号明細８（発明者５ａｎｃｔｕａｒｙ、１９７２ 年） 米国特許第４，００３，３７０号明細書（発明者Ｅｍｉｌ　ｅｔ　ａｔ、、１９ ８３年） 米国特許第４，３９７，３１７号明細書〈発明者Ｖ　ｉ　ｌ　１ａ−Ｒｅａｔ、 １９８３年） 米国特許第４，３８３，５３４号明細書〈発明者ｐｅｔｅｒｓ　、１９８３年） 米国特許第４，２４８，２４１号明号明ｔｌ（発明者７ａｃｃｈｉ　、　１９８ １年） 米国特許第４，５１９，３９８号明細書〈発明者Ｌ　１ｓｉｅｃｋｉ　、　ｅｔ 　ａｔｏ、１９８５年） 米国特許第４，５１０，９４２号明＠書〈発明者Ｍ　ｉｙａｍａｅ、　ｅｔ　ａ ｔ、、１９８５年） 米国特許第４，４７５，５５７号明細書（発明＆ｆｌａｔｓｃｈｅｋ　、　ｅｔ 　ａｔ、、１９８４年） 米国特許第４，４５９，９９１号明細書（発明者Ｈａｔｓｃｈｅｌｔ　。

１９８４年） 米国特許第４，３２０，７６７号明細書（発明者Ｖ　１ｌｌａ　−Ｒｅａｔ、１ ９８２年） 米国特許第４，２４８，２４２号明細書〈発明者７ａ＋ｕ　、　１９８１年）米 国特許第４，１１２，９２９号明細書（発明者Ａｆｆｅｌｄｔ、　ｅｔ　ａｌ、 、１９７８年） 米国特許第３，９９６，９２８号明細書（発明者１ｙｌａｒｘ、１９７６年）米 国特許第３，７７６．２２８号明ａｌｌ書〈発明者３ｅｍｌｅｒ　。

１９７３年） 米国特許第３，５５０．５８２号明細書（発明者Ｗｉｌｈｅ１ｍｓｏｎ、１９７ ０年） ２つの°’ＢＰＩ５２０”広告（Ｍｅｄｔｅｋ　Ｏｆ　Ｃａｒｒｏｌｌｔｏｎ。

Ｔｅｘａｓ、１９８３年６月） チャペルヒルのノースカロライナ大学のスミス、ハチソン、ラップ、およびヒジ ャオによる論文〈“血圧測定を測定するためのマイクロプロセサシステム゛′、 　ｄｖａｎｃｅｄ　Ｍｅｄ；ｃａｔＳ　ｙｓｔｅｍｓ　：　Ａ　ｎ　Ａ　ａａｅ ａｍｅｎｔ　ｏｆ　ｔｈｅ　ｃｏｎｔｒｕｂｕｔｉｏｎｓ　。

３ｏｃｉｅｔｙ　ｆｏｒ　Ａｄｖａｎｃｅｄ　Ｍｅｄｉｃａｌ　３ｙｓｔｅｉｓ 、　ＳｙｍｐｏｓｉａＳｐｅｃｉａｌ　１ｓｔｓの１ｏ周年会議、１９７９年、 に発表され、イヤーブック医学出版社イリノイ州シカゴから出版される）は自動 的に圧迫帯圧力を制御し、ＥＫＧに関して短い窓の間だけコロトコフ音を検出す るマイクロプロセサベースのシステムを開示している。マイクロコンピュータは データを記憶し分析するために使用される。また、オブリスト氏とハチソン氏の 論文、（“生物生態研究における体内に侵入しない血圧測定方法”、゛心臓血管 器具についての会ｌｔ：生物生態研究に対する新技術応用″、テキサス州ヒユー ストン、１９８２年５月１６日から１９日で発表され、コロトコフ音を正確に識 別するための方法を発表した）、オブリスト氏およびハチソン氏による論文（″ 体内に侵入しない自動血圧監視装置：操作と確実性の原理”、１９７９年）、お よびジェニックその他による論文（“人体の心拍数研究発表の指針”、１８Ｐｓ ｃｈｏｈｓｉｏｌｏ　２２６−３１、精神病理学研究会１９８１年５月）にも開 示される。

次の特許明細書は（前迷のものより関連性の薄い）、生理学的変数監視システム および／あるいはこの様なシステムで使用する構成物を開示する。

米国特許第４，１０６，４９５号明号明（発明者）（ｅｎｎｅｄｙ、　１９７． ８年） 米国特許第４，３３９，８００号明１書（発明者Ｗ００ｄＳ、１９８２年）米国 特許第４，４１７，２５４号明細書〈発明者Ｗ　ｏｏｄｓ、１９８３年）米国特 許第４．４２２，０８１号明細書（発明者Ｗｏｏｄｓ、　１９８３年）米国特許 第４，１２３，７８５号明細書（発明者Ｃｈｅｒｙ、ｅｔ　ａｌ、、１９７８年 ） 米国特許第Ｒｅ、２９，９２１号明細書〈発明者Ｃｈｅｒｙ、ｅｔ　ａｔ、、１ ９７９年） 米国特許第４，０７３，０１１号明ｍ１（発明者Ｃｈｅｒｙ、ｅｔ　ａｌｏ、１ ９７８年） 米国特許第４，５１３，７５３号明細書〈発明者Ｔａｂａｔａ、ｅｔ　ａｌ、、 １９８５年） 米国特許第４，４８３，３４６号明細書（発明者５１ａｖｉｎ　、　１９８４年 ） 米国特許第４，４２９，６９９号明細書（発明者Ｈａｔｓｃｈｅｋ、１９８４年 ） 米国特許第４，３００，５７３号明細用（発明者Ｒｏｂｂｅ、ｅｔ　ａｔ、、１ ９８１年） 米国特許第４，１２０，２９４号明細書〈発明者Ｗｏ＋ｒｅ、１９７８年）米国 特許第４，１０８，１６６号明細書〈発明者３ｃｈｍｉｄ　、１９７８年） 米国特許第４，０９７，１１３号明１ｌ１！＜発明者Ｍｃｋｅｌｖｙ、　１９７ ８年） 米国特許第３，９０６，９３９号明細書〈発明者Ａ　ｒｏｎｓｏｎ、１９７５年 ） 米国特許第３，９０６，９３７号明細書（発明者Ａ　ｒｏｎｓｏｎ、１９７５年 ） 米国特許第３，８９６，７９１号明細書（発明者Ｑｎｏ、１９７５年）米国特許 第３，７５４，５４５号明号明（発明者Ｅ　ｅｉｎｓｔｅｉｎ。

１９７３年） 米国特許第３，７０４，７０８号明細書〈発明者１ｂｅｒａｌｌ、１９７２年） 米国特許第３，５５７，７７９号明細書（発明者Ｗ　ｅｉｎｓｔｅｉｎ。

１９７１年） 米国特許第３，５４２，０１１号明号明！（発明者Ｌ　ａｎｇｅｎｂｅｃｋ　１ １９７０年） 前述の特許明細書に開示される多くの携帯用血圧監視システムは対象者の心臓収 縮および弛緩血圧と心拍数を一定の時間自動的にＭ’ｌ定する。しかしながら、 確実性と正確性を高めるためにはこの様な装置の改善が必要である。たとえば、 現在使用できる外来用血圧監視システムはそれぞれ生じたコロトコフ音に基づい て実時間で決定を下す分析アルゴリズムを使用する。測定システムは、コロトコ フ音チャンネルに現われる信号が心臓収縮の時と心臓弛緩の時の圧迫帯圧力点で 生じるコロトコフ音エンベロウプに関連する実際のコロトコフ音を表わしている かどうか、あるいは信号が贋の雑音および／またはコロトコフ音に似ている周波 数性質を有する人工物によって生じるかどうかを決定する方法がないので、現在 のものではこの様なアプローチが間違った圧力決定を導いてしまう可能性がある （またしばしばそうである）。雑音の減少およびダイミックな閾値化のような実 時間信号処理技術は完全にではないが部分的にこれらの影響によって生じるエラ ーを消去する。さらに、対象者のコロトコフ音プロフィールが突然１つの測定サ イクルから次の測定サイクルで大きく変化し、あるいはもつと悪いことには、圧 迫帯が収縮されている間に大きく変化すると、コロトコフ音の実時間分析を使用 するシステムはコロトコフ音エンベロウブプロフィールの変化に対して補償でき ず、また間違って血圧を決定する可能性がある。患者はこの様なエラーによって 不正確な診断を下され、異常な測定値が患者の心臓血管が問題で生じたのか、あ るいは測定エラーによって生じたのかを知る方法はない。

及Ｕ 本発明によって対象者の心臓血管情報を自動的に得ることができる。本発明の１ 特性に従って、任意の時間が選択されその時間が測定される。任意の時間が経過 すると、対象者の少なくとも１つの心臓血管パラメータが測定される。第２の任 意の時間が選択されその時間が測定されると、心臓血管変数は再び測定される。

このプロセスは複数のパラメータの測定値を得るために繰返される。

任意の時間がランダム数を作り出すことによって好ましく選択される。ランダム 数が予め定められた範囲内に落ちたかどうか、またもし先に得られたランダム値 が予め定められた範囲内に落ちなかった場合、もう１つのランダム数が作られた かどうかを決定するために試験される。時間は試験されるランダム数に合う値に セットされる。予め定められた範囲はプログラム可能である。

本発明のもう１つの特性に従って、測定された心臓血管変数は少なくとも血圧と 心拍数のどちらか１つを備えることができる。対中者に取付けられる圧迫帯は対 象者の心臓収縮血圧以上の圧力に膨張される。圧迫帯の圧力は持続的に感知され Ｌｉ：１２１１　して収縮される。圧迫帯が収縮しされている間に生じた対象者 のコロトコフ音は感知される。感知された音の指標と圧力は直列記憶装置にアナ ログ形式で記憶される。対象者の血圧の指標は感知されたコロトコフ音と圧迫帯 圧力に応答して生じ、固体メモリ装置に記憶される。

血圧と心拍数の指標はデジタル形式で心臓収縮および弛緩血圧値を符号化するこ とによって″生ｌ成・するのが好ましく、対象者の心拍数に対応するデジタル値 を生成する。符号・化された血圧値と心拍数はランダムアクセス半導体メモリ装 置で記憶されるのが好ましい。記憶されたデジタル指標は周辺￥ｉ四に選択的に 伝送される。

本発明の他の特性によれば、圧迫帯の圧力は予め定められた時間の間対象者の心 臓収縮血圧以上の予め定められた圧力で維持される。

本発明のさらに他の特性によれば、データは圧迫帯サイクルの期間中記憶され、 圧迫帯サイクルの終わりで分析される。

圧迫帯は対象者の心臓収縮血圧より大きい圧力に膨張され、それから圧迫帯内の 圧力が患者の心臓弛緩血圧以下に落ちるまで制御された速度で直線的に収縮する 。圧迫帯が収縮している間、第１の信号は対象者に取付けられたコロトコフ音変 換器によって検出された音の振幅を示しながら継続的に生じる。また圧迫帯が収 縮している間、圧迫帯内の圧力を示す第２の信号が生じる。対象者の各々の心臓 サイクルの始まりが対象者に結合されたＥＣＧｔ極によって生じる信号に応答し て検出される。検出された各心臓サイクルに対して、第１の信号のピークレベル ＰＫＳが決定され、ピークレベルＰＫＳの時に生じる第２の信号のレベルＰＲＥ も決定され、ピークレベルＰＫＳとレベルＰＲＥは記憶装置に記憶される。

圧迫帯が収縮された後、第１の信号ＰＫＳの最高平均ピークレベルを有する予め 定められた数の連続的な心臓サイクルはメモリ装置に記憶されるピークレベルＰ ＫＳに応答して決定される。記憶装置に記憶されるすべてのピークレベルＰＫＳ のうちの平均レベルＡＫＳＮが計算され、平均値ＡＫＳＮ以下の記１８１に記憶 されるすべてのピークレベルＰＫＳの平均！ｉ！ＡＮＯＩＳＥもまた計尊される 。Ｋしきい値は次のように計算される。

ＡＫＳＮ−ＡＮＯＩＳＥ　＋ＡＮＯＩＳＥにしきい値以下の最高平均ピークレベ ルを有する予め定められた数の連続的心臓サイクルのうらの中央のものの前に生 じる最後の心臓サイクルに対して測定される記憶されたピークレベルＰＫＳが決 定され、この最後の心臓サイクルに対して記憶装置に記憶されたレベルＰＲＥは 対象者の心臓収縮血圧として選択される。同様に、Ｋしきい直以下の第１の信号 の最高平均ピークレベルを有する予め定められた数の連続する心臓サイクルのう ちの中央のものの後に生じる最初の心臓サイクルに対して測定される記憶される ピークレベルＰＫＳが決定され、この第１の心臓サイクルに対する記憶装置に記 憶されるレベルＰＲＥは対象者の心臓弛緩血圧として選択される。

本発明による携帯用のコンピュータベースの血圧監視システムはアナログおよび デジタル信号処理モジュール、空気ポンプ、少なくとも１つの電子的空気バ°ル ブ、電池バックおよびマイクロ・カセットテープレコーダを備える取外しできる 器具を提供する。全システムは５ボンド以下の重さで比較的小さいプラスチック ケースに配置され、肩吊りと患者の腰にまくベルトによって患者が肩から吊るす ことのできる成性のポーチに入れることができる。

システムは活動する対象者の心臓収縮および弛緩血圧と心拍数をある期間の量測 定し、測定値が得られる実時間にその測定値を記録する。システムはＭ準血圧圧 迫帯、ピエゾ電気コロトコフ音マイクロフォン、マイクロスイッチ圧迫帯圧力変 換器、およびＥＣＧ電極を使用して古典的な体内に侵入しない聴診器技術を行な う。全システムは自動的にオンボード信号プロセサによってυ１１１］される。

システムは心臓収縮および弛緩圧力と心拍数を測定し、この心臓血管データを分 析する。分析の結果は、サンプル数と、測定値が半導体メモリでデジタル形式で 得られた実時間（たとえば時間、分で）と共に記憶される。２４時間まで、およ び２４時間を越える時間、決められたあるいはランダムな時間間隔（使用者の選 択で）で測定される。システムはアナログ信号形式でアナログ直列データ記憶媒 体（磁気テープのような）で測定値の結果を記憶する。

記憶されたデータはいくつかの方法で回収される。各測定（“圧迫帯”）サイク ルの最後で、心臓収縮および弛緩血圧と心拍数値はバイオフィードバック処理用 に都合の良いように電子的表示装置に適当に表示される。同じデータはまた各々 の圧迫帯サイクルの最後で内部ビデオ表示装置に示され、あるいはハードコピー プリンタによって印刷される。多くの圧迫帯サイクルを含んだ記録期間が完了す ると、記録データが耐重的プロセスあるいは記憶のために外部デジタルコンピュ ータに直列データリンクを介してデジタル形式で伝達される、あるいはデータ端 末、プリンタ等に表示される。データは通常の電線によって変復調装置を使用し て離れたところに転送されることもできる。

血圧監視システムのすべての重要な動作パラメータ（最大圧迫帯圧力、圧迫帯収 縮の速度、および決められたあるいはランダム内部サンプル間隔タイミング）は 使用者がプログラムすることができる。使用者は手動モード（要求される測定値 のみが得られる）で、あるいは自動モード（圧迫帯測定値サイクルが各々の選択 された時間の最後で生じる）で選択してシステムを動作させることができる。サ ンプル相互間時間は決められた（プログラム可能な）時間あるいはプログラム可 能な時間範囲からランダムに選択してセットされる。

デジタル形式で血圧と心拍数データを獲得し、記憶する他に、本発明によるシス テムはアナログ形式で測定情報を個々に記憶するためのアナログテープ記録８８ を使用する。テープに記憶されるアナログ情報はオンボードデジタル信号処理の 正確性を確実にし、また元の圧迫帯圧力信号と対応するコロトコフ音を手動でま た視覚的に分析するために帯状グラフレコーダにまたは類似の装置に使用者が再 生させることを可能にする。

匿亘迎ｉｓケ塁」一 本発明のこれら特性とこれ以外の特性は添附の図面と関連した以下の詳細な説明 を読むことによって完全に理解されるであろう。

第１回は本発明に従ったシステム１００の好ましい模範的実施例のブロック概要 図であり、第２図は第１図に示されるアナログ信号プロセサの概要図であり、第 ３図は本発明に従った圧迫帯サイクルの時間に関する圧迫帯１１４の圧力のグラ フであり、第４図は本発明に従った圧迫帯サイクルに相当する状態図であり、第 ５図は第１図に示されるシステムによってなされるステップの主要なフローチャ ートであり、第６図は第５図に示される測定のブロックを説明するフローチャー トであり、第７図は第５図に示される“リセット圧迫帯サイクル相互間時間タイ マ”を説明するフローチャートであり、第８ａ図と第８ｂ図は第５図に示される 膨張した圧迫帯”のフローチャートであり、第９図は第５図に示される線圧した 迫帯のブロックのフローチャートであり、第１０図は本発明に従ったＲ波の検出 のグラフ図であり、第１１図の（ａ）乃至（ｉ）は確実にコロトコフ音を検出す るための第１図に示されるシステムによって生じる信号のタイミングの図であり 、第１２図は第１図に示されるテープレコーダに記録される情報を復号するため の適切な復号器の概要図であり、第１３図は第１２図に示される復号器から得ら れる模範的出力信号のグラフ図であり、第１４（Ａ）図は第９図に示されるブロ ック３２３によってなされるステップを説明するフローチャートであり、第１４ （Ｂ）図はに音と圧迫帯圧力値を記憶するために使用される第１図に示されるＲ 　Ａ　Ｍ　１３２内に配置されるレジスタの概要図であり、第１４（Ｃ）図は記 憶するおよび／または値を針環するために使用されるデジタルプロセサ１０２の レジスタおよび／または記憶位置の概要図であり、第１５図は第９図に示される ブロック３２６によってなされるステップのフローチャートであり、第１６図は 第１５図に示されるブロック４０２および４０４によってなされるステップを説 明するフローチャートであり、第１７図は第１５図に示されるブロック４０８に よってなされるステップを説明するフローチャートであり、第１８図は第１５図 に示されるブロック４１０によってなされるステップを説明するフローチャート であり、第１９図は第１５図に示されるブロック４１４および４１６によってな されるステップを説明するフローチャートであり、第２０図および第２１図は第 １図に示されるシステム１００によって生じる２つの模範的圧迫帯サイクルの結 果のグラフ図である。

しい　の 第１図は本発明に従ったシステム１００の現在好ましい模範的実施例のブロック 図である。システム１００はデジタル信号プロセサ１０２とアナログ信号プロセ サ１０４を備える。３つのセンサ（圧力変換器１０６、コロトコフ音（Ｋ音）変 換器１０８およびＥＣＧ電極１１０）はアナログ信号プロセサ１０４に信号を入 力する。アナログ信′号プロセサ１０４は圧力変換器１０６、Ｋ音度換器１０８ 、およびＥＣＧ電極１１０の出力をサンプリングし、サンプリングされた信号を デジタル信号レベルに変換し、そのデジタル信号をデジタルプロセサ１０２に転 送する。

アナログ信号プロセサ１０４はまた圧力変換器１０６とに音度換器１０８からの サンプリングされた信号を合成アナログ信号に結合させ、合成信号を通常の低周 波テープレコーダ１１２の信号入力に供給する。デジタルプロセサ１０２はレコ ーダ１１２の運動を制御する。

通常の腕を圧迫する帯（゛′圧迫帯”）１１４は管１１６によって空気ポンプ１ １８と空気バルブ１２０に接続される。好ましい実施例の空気バルブ１２０はオ ハイオ州シンシナティのクリッパードインストウルメント研究所（シンシナティ オハイオ州）によって製造される電子的“ミニマチイック（ｌＲｉｎｉｌｌａｔ ｉｃ　）”バルブを具備する。空気ポンプ１１８は少なくとも２５０１０１１Ｈ ９（気体あるいは液体が圧縮されたタンクのような圧縮された流体のいずれかの 源もポンプ１１８の代わりとなる）の圧力を作り出すことのできる通常の、小型 、軽ω、低パワー空気コンプレッサを具備する。ポンプ１１８とバルブ１２０は 唯音を減少させるために吸音発泡体で包まれていることが好ましい。耐重の電気 的に動作されるバルブ（図には示されない）は、ポンプが動作していない時ポン プを通って圧迫帯１１４のから空気が漏れないようにポンプ１１８の出力に設け られる。

圧力変換器１０６はポンプ１１８が動作している時生じる圧力変化から変換器を 多少隔離するために管の耐重の部分（図には示されない）を通って圧迫帯１１４ に接続させる。好ましい実施例の圧力変換器１０６はマイクロスイッチ社製造の モデル１３０ＰＣゲージ圧力変換器を具備する。圧力変換器１０６は電気信号を 生じさせ、その層幅は周囲の室内（大気的）圧力より上の圧迫帯１１４内の圧力 に直接比例し、そのためデジタルプロセサ１０２は圧迫帯内の瞬間的圧力を監視 することができる。デジタルプロセサ１０２はポンプ１１８が管１１６を通って 圧縮された空気を圧迫帯１１４に供給し、それによって圧迫帯を膨張させるため にポンプ１１８（ドライバ１２２を介して）を動作させる。デジタルプロセサ１ ０２はまた圧迫帯１１４から圧力を解放するために選択的に（また好ましく交互 に）空気バルブ１２０ドライバ１２４を介して）を開く。圧力変換器１０６によ って生じた信号に応答してポンプ１１８と空気バルブ１２０を選択して交互に動 作させることによって、デジタルプロセサ１０２はかなり高い正確さで（±１　 ｍ＋ｎＨＱ　）にまで圧迫帯１１４内の瞬間的圧力を制御する。

好ましい実施例では、デジタル信号プロセサ１０２は、ペンシルベニア州Ｒ，Ｊ 、ブラッチマンアソシェイツォブハーバータウン製造のモデルＭＭＣ１０２Ａマ イクロスポートＣＭＯＳマイクロコンピュータを具備する。デジタルプロセサ１ ０２は、低パワー６５０２　ＣＭＯＳマイクロプロセサ、４個の６５２２　８ビ ツトＩ／○ポートコントローラー（そのうちの１つは６５２１０Ｍ０Ｓコントロ ーラーで代用することができる）、複数の１６ビツトソフトウエア・制御可能タ イマー、遮断装置等を具備する。デジタルプロセサ１０２は、双方向データバス １２６およびアドレスバス１２８を介して電気的にプログラム可能な読取り専用 メモリ（ＥＰＲＯＭ）１３゜（２７Ｃ１６ＥＰＲＯＭチップのような）およびラ ンダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）’１３２デジタルプロセサに連続記憶能力を与 える）に接続される。プログラム命令（“）７−ムラエア″）は通常の型のＥＰ ＲＯＭ１３９に記憶され、一方ＲＡ　Ｍ　１３２はシステム１００の動作の間得 られるデジタル情報を記憶する。

デジタルプロセサ１０は、第２の双方向データバス１３４と第２のアドレスバス １３６とを介してアナログ信号プロセサ１０４（所望ならば、データバス１２６ と１３４は同じブタ−バスを具備し、またアドレスバス１２８と１３６は同じア ドレスバスを具備することも可能である）に接続される。デジタルプロセサ１０ ２は、アナログ信号プロセサをデジタルプロセサ１０２に同期させるためにクロ ックライン１３８を介してクロック信号をアナログ信号プロセサ１０４に供給す る。デジタルプロセサ１０２は、データバス１３４と通常のパストランシーバ１ ４２を介して通常の液晶表示器（ＬＣＤ）１４０　（好ましい実施例のＬ　ＣＤ 　１４０はカリフォルニア州ブリンティドサーキットインターナショナルオブサ ニバル製造のモデルＰＣＩＭ２００表示ユニットを具備する）に接続される。デ ジタルプロセサ１０２は、データバス１３４とパストランシーバ１４２を介して 液晶表示器１４０に適切な情報を書込むことによって液晶表示器１４０に文字・ 数字情報を選択的に表示する。

使用者は、使用者インターフェース装置１４４を介してシステム１００に情報を 選択してプログラムすることができる。インターフェース装置１１４は、使用者 が情報をデジタルプロセサ１０２に入力することができるような通常の手段（た とえば断続スイッチ列、”ＤＩＰ”（デュアルインラインバツケージ）スイッチ 、通常のキーボードあるいはキーバッド等）な備える。好ましい実施例では、イ ンターフェース装置１４４は”　Ｄ　Ｉ　Ｒ”スイッチ１４６　、１４８．１５ ０　、および１５２のそれぞれの列と断続単慢単投（ＳＰＳＴ）スイッチ１５４ 　ａ　−１５４ｇの列７２具備する。それぞれのスイッチ１５４　（ａ）−１５ ４（Ｑ）システム１００にへの異なる命令に割当てられることが好ましい。

好ましい実施例では、′初期化パスイッチ１５４（ａ）は、スイッチ１００が初 期化動作に入るように押され、゛スタート”スイッチ１５４（ｄ）は、システム がデータを獲得し始めるように押され、“停止”スイッチ１５４（ｂ）はデータ 獲得を止めるために押される。′データ引き落とし”スイッチ１５４（Ｃ）が押 されることによって、デジタルプロセサ１０２はドライバ１５８を介して連続デ ータ出力ライン１５６に沿って連続形式でＲＡＭ１３２に記憶されたデータを出 力コネクタ１６０に転送する。“自動／手動”スイッチ１５４（ｅ）はシステム １００が自動的に圧迫帯サイクルを開始するかどうか、あるい１よ圧迫帯サイク ルが゛スタート”ボタン１５４（ｄ）が押されることで開始されるかどうかを選 択する。′固定／機能”スイッチ１５４（ｆ）は圧迫帯１１４が“圧迫帯の上限 圧力”つまみスイッチ列１５２のセツティングによって決定される予め定められ た決まめられた圧迫帯圧力に膨張されたかどうか、あるいは圧迫帯の膨張圧力が 先に測定された患者の心臓収縮血圧から決定されたかどうかを決定する。“ラン ダム／固定”スイッチ１５４（Ｑ）は決められたサンプル相互間時間（圧迫帯サ イクルが一定間隔で生じ、その長さは“サンプル相互間時間パ“ＤＩＰ”スイッ チ１４６によって決定される）、あるはランダムな時間（“サンプル相互間時間 °゛ＤＩＰ”スイッチ１４６のセツティングはランダムサンプル相互間時間がシ ステム１００によって選択される範囲を指定するだけである）を選択する。゛圧 迫帯の下限圧力””　Ｄ　Ｉ　Ｒ”スイッチ１５０の位置は測定値が得られる圧 迫帯の最少圧力を指定する。

″収ｓＩｉ！速度””　Ｄ　Ｉ　Ｒ”スイッチ１４８は、後で簡単に説明される ように、圧迫帯１１４の収縮速度を決定する。

ラインは、スイッチ１５４　（ａ　）　−１５４（Ω）を直接デジタルプロセサ １０２のデータポートに接続され、一方“ａｒｐ”スイッチ１４６．１５２は、 通常のデータマルチプレクサ１６２を介してデジタルプロセサ１０２に接続され る。デジタルプロセサ１０２は、使用者が新しい命令をシステム１００に入力し たかどうかを決定するために各スイッチ１５４　（ａ）−１５４（ａ＞の位置を 定期的に確認する（通常の方法でなされるデバウンシングの後）。デジタルプロ セサ１０２は要求されると“ＤＩＰ″スイッチ１４６−１５２のセツティングを 選択的に読取る。スイッチ１５４　（ａ）−１５４（Ｑ）と“ＤＩＲスイッチ１ ４６−１５２を介してプログラム可能な命令とデータの重要性は第５図乃至第９ 図に関連して十分に説明されるであろう。

スイッチ１５４　（ａ）　−１ｓ４　（ｄ）は好ましく（よスプリングで偏倚さ れた通常のＯＦＦスイッチ（押しボタン等のような）であり、一方スイッチ１５ ４（ｅ）−１５４（ｇ）は好ましくはトグルスイッチである。５ＰＳＴスイツチ １５４　（ｅ　）　−１５４（ｇ）のいくつかは除かれ、その動作はたとえば、 “ＤＩＰ″スイッチ１４６乃至１５２のうちの相当する１つの最も重要な位置ス イッチによってなされることができる。もちろん、通常のデータ入力装置で図示 される５ＰＳＴスイツチおよび”ＤＩＲ”スイッチに代用することができる。例 えば、小型数字あるは文字・数字両用キーバッドはデータ入力のためにＬ　ＣＤ 表示器１４０とソフトウェア（使用者促進型）データ入力ルーチンとともに使用 することもできる。さらに、使用者インターフェース装置１４４はデジタルプロ セサ１０２に恒久的に接続される必要はないが、しかし診療空でしか接続されな い（患者が試験手続中にシステム制御を操作しないように）別の制御モジュール を具備することもできる。例えば、制御情報は携帯用コンピュータで発生させ、 通常の方法でシステム１００にダウンロードされる。

システム１００は、好ましくは比較的軽量で、再充電可能で、少なくとも２５時 間システム１００に動力を供給するために十分な許容はのバッテリ１６４（好ま しい実施例においてバ°ツテリ１６４はその総許容量が４．８アンペア／時の２ 個の６ボルト電池を具備する）によって動力を供給される。バッテリ１６４は、 もちろん、太陽電池、外部バッテリ再充電器等のような補助電源とともに使用す ることができる。テープレコーダ１１２は、ポンプ１１８と空気バルブ１２０の 断続動作が実質上テープレコーダのテープ速度を変えないということを保証する ために、また多分もつと重要なのは、デジタルプロセサ１０２がテープレコーダ をオンとオフに切替えることによってＴＴＬ信号レベル制御可能スイッチ手段を 提供するために電圧調整器（図には示されていない）を介してバッテリ１６４に よって動力を供給されることが好ましい。

第２図はアナログ信号プロセサ１０４のｉ要因を示す。アナログ信号プロセサ１ ０４は圧力変換器１０６　、Ｋ音度換器１０８、およびＥＣＧ７！極１１０極上 １０生じる信号を増幅しまた調整し、これら信号レベルをデジタル値に変換し、 デジタルプロセサ１０２からの要求に応答してデジタルプロセサ１０２にデジタ ル値を選択して伝送する。アナログプロセサ１０４はまた圧力変換器１０６およ びに音度換器０８によって生じるアナログ信号を合計し、合計された信号で搬送 波信号を変調し、変調されたエンベロラブを、後で再生するためにアナログ形式 でテープレコーダに記憶されるようにテープレコーダ１１２の低周波入力に接続 させる。

好ましい実施例では、圧力変換器１０６は通常のブリッジ回路（図には示されて いない）に接続され、４ポルトの付勢で２５０１ＩＩＩＨｇ圧迫帯圧力でフルス ケールで３０ミリボルトの出力電圧を作り出す。好ましい実施例の増幅器１６４ は、高い直線性、高い共通モード拒絶性、低いオフセット電圧ドリフト、および 低雑音特性を有するアナログティバイス社製造のＡＤ５２４精密機器用増幅器を 具備する。好ましい実施例では、増幅器１６４は約１００の利得を有する。圧迫 帯圧力増幅器１６４の入力ゼロ端子に接続される電位差計１６６はＯオフセット 電圧にするように調節され、それによって増幅器のＯ信号レベル出力が圧力変換 器１０６によって大気圧（つまり０圧追帯圧力）の検出に正確に対応するように する。圧迫帯圧力増幅器１６４の出力は、圧力変換器１０６のフルスケール力信 号出力（２５０ｍｍｌ−１ｇの圧迫帯圧力に相当する）がアナログ・デジタル変 換器（ＡＤＣ＞１７２の要求するフルスケール入力電圧（４，００ボルト）に変 換されるように、耐重のアクティブ増幅器１６８（その利得は電位差計１７０で 調節されるが、はぼ１３３を中心とする）の入力に接続される。

好ましい実施例のに音度換器１０８はテキサス州ヒユーストンのナルコバイオシ ステム社製造の通常のピエゾ電気コロトコフ音マイクロフォン（ｐａｒｔ　ｎｏ 、７０５−００１８）を具備する。

Ｋ音度換器１０８は圧迫帯１１４で適切に維持される二頭筋の下の患者の上腕動 脈に好ましく配置される。Ｋ音度換器１０８の出力は、△ＤＣ１７２へ入力する ために通常のレベルまで変換器の出力を増幅するアクティブで、利得調節可能な 増幅器１７４の入力に接続される。増幅器１７４の出力は、１２ｄＢ／オクター ブの好ましい実施例でロールオフ速度を有する通常の３０ヘルツ能動低帯域フイ ルタ１７６の入力に接続される。

低帯域フィルタ１７６はコロトコフ音から得られる信号（最弛緩圧迫帯圧力レベ ルで４Ｏ−５０Ｈｚ＞以外の増幅器１７４の出力から得られるすべての信号を除 去する。増幅器１１４とフィルタ１７６は、増幅器１１４の入力で存在する人工 的その他の異質の雑音（患者の腕の動き、腕の筋肉のまがり、圧迫帯１１４の収 縮、６０Ｈｚ電源の誘起雑音等によって生じる雑音のような）を除去する間、高 い信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）でに音度換器１０８によって検出されるＫ　Ｔｉの主 要な周波数構成要素（およびその（５幅）に相当する信号を生じさせる。フィル タ１７６の出力は、検出されたに音の極性を無視して圧力変換器１０８によって 測定されるコロト」フ音の絶対値に等しい信号を生じさせる通常のデザインの絶 対値回路１７８の入力に供給される。絶対値回路１７８の出力はＡＤＣ１７２の 入力チャンネルに接続される。

ＥＣＧＮ極１１０は患者の皮膚に電気的に接触して位置される通常のＥＣＧ電極 列（ＥＣＧ電極は標準的医療場所に位置され、通常のＪ、ｌ−１極ペーストで被 覆され、患者の皮膚の表面にテープではられる）を具備する。正極性（＋）のＥ ＣＧ電極１１０のうちの１つは、第１の単−利？７作動増幅器１８２の入力に接 続され、負極性（−）のＥＣＧ電楊の１つは第２の単一利得作動増幅器１８４に 接続される。増幅器１８２と１８４を具備する回路は、検出されたＥＧＧ信号を ミリボルト範囲からおよそ４ボルトに増幅するために、非常に高い交流入力イン ピータンス（１ｏｉ２０ｈＩｌｌＳ程度）と非常に高い利得（２５００＞を有す る。フィードバックは増幅器バイアスの安定性のために比較的低い直流インピー ダンスを得、また電極信号負荷を減少させるために使用される。

作動増幅器１８２と１８４の出力は合み１増幅器１８６のそれぞれの入力に接続 される。合計増幅器１８６の出力は第２の増幅器１８８に接続される。キャパシ タ１９０は、増幅器１８２と１８４にＥＣＧ電極を接続する導線によってピック アップされる高周波数雑音をバイパスするために増幅器１８８のフィードバック ループに設けられる。増幅器１８８の出力は、ＥＣＧ電極が導線を逆にして患者 に供給されるとＲ波が逆になるのでそれを阻止する通常の絶対値回路１９２の入 力に接続される。絶対値回路１９２の出力は耐重のバッファ増幅器１９４を介し てＡＤＣ１７２の入力チャンネルに接続される。

好ましい実施例のＡ　Ｄ　Ｃ１７２は、マサチューセッツ州アナログデバイスオ ブノーウッド社製造のマイクロプロセサに適合する８ビツトで８チヤンネルの△ Ｄ７５８１ＫＮモノリシックデータ獲得システムである。ＡＤＣ１７２は８ビツ ト連続近似値アナログ・デジタル変換器、８チヤンネルアナログマルチプレクサ 、データバッファ記憶エリアを持つ８ワードのディユアルポートＲＡＭ１アドレ スラッチ、およびマイクロプロセサに適合するａｉ１１１！ｌ論理装置を具備す る。ＡＤＣ１７２によってなされる連続近似値変換は、デジタル信号プロセサ１ ０２を同期する制御信号を使用して継続的チャンネル・シーケンスペース（つま り圧力変換器１０６　、Ｋ音度換器１０８、およびＥＣＧ電極１１０によって生 じる信号間のシーケンス）でなされる。データは各変換の最後でＡ　Ｄ　Ｃ１７ ２に対して内部のＲＡＭの予め定められた位置に自動的に転送されるＪデジタル プロセサ１０２は圧力変換器１０６　、　Ｋ音度換器１０８、およびＥＣＧ電極 １１０によって発生された得られ変換された信号を選択的に読取るためにＡ　Ｄ 　Ｃ１７２をアドレスする。基１１！電圧１［１７３は通常の方法で−４，００ ボルトの信号を生じ、０ＭＯ３−レベルアナログ・デジタル変換器出力を提供す るためにこの基準電圧をＡＤＣ１７２の基準電圧入力に供給する。

増幅器１６８の出力で生じる圧力変換器１０６の増幅された出力は合計増幅器１ ９６の１つの入力に接続される。合計増幅器１９６の他の入力は単極双投（ＳＰ ＤＴ）スイッチ１９８の共通極に接続される。スイッチ１９８は増幅器１７４の 出力で生じる増幅されたコロトコフ音信号のうちの１つと、低帯域フィルタ１７ Ｇによってフィルタされたあとのコロトコフ音信号とを交互に合計増幅器１９６ の他の入力に接続させる。合計増幅器１９６の入力に供給されるようなコロトコ フ音信号は双方向性（信号は絶対値回路１７８によって処理されないので）であ る。

使用者は、信号分析の種類に従って、合計増幅器１９６に通過されるフィルタさ れたあるいはフィルタされないに音信号のどちらかを選択する。

合計増幅器１９６は圧迫帯圧力信号に重畳されたコロトコフ音信号からなる合成 信号をその出力に生じる。そのため合計増幅器１９６は２つの重要なパラメータ についての情報を含む単一の電気的信号を生じさせる。通常の搬送波信号発生器 ２００好ましい実施例ではＮＥ５５６関数発生器ＩＣ）は１５０Ｈｚの一定周波 数の対称的な線形三角波信号を生じさせる。搬送波信号発生′ａ２００の出力は 利得調節可能な増幅器２０２の入力に供給される。増幅器２０２の出力は合計増 幅器２０４の一方の入力に接続され、合計増幅器１９６の出力は合計増幅器２０ ４の他方の入力に接続される。合計増幅器２０４は、パルス幅変調器として動作 し、測定された圧力とコロトコフ音の両方で直線状に変化するデユーティ−サイ クルの低レベル両極性パルス幅変調された一定期間の信号を生じさせる。

増幅器２０２の利得は調節可能なので、２５０ｍｍＨｑの圧迫帯の最高圧力範囲 値は合計増幅器２０４の８０％の出力でデユーティ−サイクルく変調率）を生じ させる。

増幅器２０４の出力は、通常の低周波マイクロカセットテープで記録されるテー プレコーダ１１２（好ましい実施例ではソニー株式会社製造のモデル１００８マ イクロカセツトテープ記録ユニツトを具備する）の低周波入力に接続される。イ ンピーダンス整合回路２０６はテープレコーダ１１２の低周波入力と増幅器２０ ４の出力とをインターフェースする。

システム１００の動作は、１圧迫帯サイクル対する圧迫帯圧力時間のグラフ図で ある第３図と、システムの状態示す第４図を研究することによってもつとよく理 解される。システム１００の好ましい実施例は５つの状態、″待機”（ｉ＞、“ 膨張”　（１１）、“維持”（ｉｉｉ）、線形収縮”　（ｉｖ）、および゛急速 な収縮”（ｖ）を有する。ｔｌ！Ｉ、て、状態（ｉ）−（Ｖ）は患者の血圧と心 拍数の測定値を得るためにシステム１００によってシーケンスで繰返される。

システム１００は大部分の時間“待機”状態（ｉ）で動作する。“待機″状態で は、圧迫帯１１４は完全に収縮され（すなわち、空気バルブ１２０は開き、ポン プ１１８はオフである）、システムは何の情報も獲得しない（すなわち、テープ レコーダ１１２はオフである）。システム１００は圧迫帯サイクルを生じさせる ような状態が生じるまで、“待機”状態（ｉ）に止どまる。圧迫帯サイクルの開 始を引起こす変化には、後に簡単に説明されるように、′スタート”ボタン１５ ４（ｄ）を押したり（システム１００が手動式に動作していれば）、あるいは予 め選択された（一定あるいはランダムな）サンプル相互間時間の終わり（システ ムが自動式に動作しているとき）などがある。圧迫帯サイクルを引起こす変化が 生じると、システム１００は“膨張”状９（ｉｉ）に入る。

“膨Ｍ“状態（１１）では、圧迫帯１１４１ｉ急速に膨張する（すなわち、ポン プ１１８は付勢され、空気バルブ１２０は閉じられる〉。好ましい実施例の“膨 張”状態（１１）の間は、測定は行われない、すなわち、テープレコーダ１１２ はオフである（もちろん、その代わりに圧迫帯膨張の間あるいは望ましければ圧 迫帯収縮の間にも測定は行われてもよい）。後に説明されるように、圧力変換器 １０６によって感知されるような圧迫帯１１４の圧力が予め定められた時間（た とえば２０秒）内に所望のレベルまで落ちると、圧迫帯サイクルは終わりくシス テム１００は圧迫帯１１４に空気の漏れる口がある、あるいは圧迫帯が十分に膨 張しない他の理由があるということを判断する）、システムは“急速な収縮″状 態（Ｖ）に直に進行する。しかしながら、圧迫帯１１４は所望の“上限”圧力（ 後に説明されるように使用者がプログラム可能な〉に膨張するのに成功すると、 システム１００は直接″維持”状態（ｉｉｉ）に直に移行する。

“維持”状態（ｉｉｉ　）では、システム１００は上限圧力レベルで圧迫帯１１ ４の圧力を一定に保つ（すなわち、ポンプ１１８はオフになり、空気バルブ１２ ０は閉じられたままである）。

“膨張”状態（ｉｉ）のすぐ後では圧迫帯１１４には空気のリングインクが存在 するので、システム１００によってに音に対して誤りが生じる恐れがあるので、 ′維持”状態（ｉｉｉ　）では何の測定も行われない（すなわち、テープレコー ダ１１２はオフのままである）。システム１００は、圧迫帯１１４の空気のリン グインクが弱まるように予め定められた時間（適切なのは１秒）“維持”状態（ ｉｉｉ　）に止どまる。“維持”期間が過ぎると、システム１００は“線形収縮 ”状態（ｉｖ）に進む。

血圧と心拍数の測定は′線形収縮”状態（ｉｖ）の間システム１００によってな される。“線形収縮”状態の間、空気バルブ１２０は圧迫帯１１４の圧力を線形 速度でゆっくりと収縮させるために、デジタルプロセサ１０２の１００下で選択 的に開かれる。デジタルプロセサ１０２によって、圧迫帯１１４の圧力は、圧力 変換器１０６によって生じた信号を監視し、空気バルブ１２０の開閉を選択する ことによって（ポンプ１１８は、もちろん、圧迫帯圧力がプロツイールレベル以 下にかなり落ちると選択的に付勢されるが、空気バルブ１２０は実際の圧迫帯圧 力が収縮の闇に所望の圧迫帯圧力を接近して追跡するということを保証にするの に十分な正確さで制御される）予め定められた線状収縮プロフィール（ソフトウ ェアモデルとしてＲＡＭ１３２　アルイハＥ　ＰＲ０Ｍ１３０　ｌｃ記！サレル ）　ヲ追ｍする。″線形収縮”状＠ｌＶの間、空気バルブ１２０はプロセサ１０ ２によって開閉を繰返され、バルブが所望の一時的圧迫帯圧力を達成するために 開かれる間継続期間を変化させる。後で説明されるように、圧迫帯圧力プロフィ ールのパラメータは使用者によって選択される。

“線形収縮”状態（罰）の間、システム１００はに音度換器１０８とＥＣＧ電極 １１０から血圧と心拍数の情報を獲得し、心拍数と血圧の測定値を得るためにこ の情報を処理し、ＲＡＭ１３２にその測定値を記憶し、Ｌ　ＣＤ　１４０でその 測定値を表示する。さらに、テープレコーダ１１２は、１粍′形収縮”状態（ｉ ｖ）の間、アナログ形式でに音と圧迫帯圧力情報を記録するために動作される。

圧迫帯圧力が予め定められた（使用者の選択できる）圧迫帯下限圧力（好ましく は患者の心臓収縮血圧より低い）以下に落ちるとき、システム１００は“急速な 収縮”ステップ（Ｖ）に進む。

“急速な収縮”ステップ（Ｖ）の間、圧迫帯１１４に残っている圧力（全面を包 囲する大気圧以上の）は、空気バルブ１２０を開くことによって急速に除去され る。ポンプ１１８はこの状態の間オフのままであり、測定はなされない。圧迫帯 １１４は患者の不快感を最少限に止どめるために急速に収縮する。圧迫帯１１４ が完全に収縮した後、システム１００は次の圧迫帯サイクルの開始を待って再び “待機”の状態（ｉ）に入る。

第５図乃至第９図はシステム１００によってなされるステップの主なフローチャ ートを示す。これらフローチャートに示されるステップは、好ましい実施例のＥ ＰＲＯＭ１３０に記憶されるファームウェアに従って、デジタル信号プロセサ１ ０２の制御下であるいはその制御によってなされる。もちろん、デジタルプロセ サ１０２は予め定められたステップのシーケンスを実行することのできる装置（ たとえば別々の論理的コンボーネントが備えられるシーケンス状態マシーン）を 備え、このようにフローチャートはソフトウェアυ制御下でなされる必要はない （ＥＰＲＯＭ＋３０の内容を単に変化させることでシステム１００によってなさ れるステップを変更する設備は、システムに多面性を与え、そのため低価格で実 用的である）。

フローチャートでは、フローは一般に上方から下方へ移行する。

第５図はデジタルプロセサ１０２によってなされるステップの主なフローチャー トである。初期化動作開始ブロック２０８は各電力オンあるいはリセットのあと に一度だけなされる。

初期化動作開始ブロック２０８はシステム１００のすべてのプログラム可能なハ ードウェアの初期化動作を開始させ、また配置させ（たとえば、アナログ信号プ ロセサ１０４　、ＬＣＤ１４０等）、デジタルプロセサ１０２それ自体の初期化 動作を開始する（たとえばプロセサレジスタ、タイマーとスタック、Ｉ１０イン ターフェースポート、ソフトウェアクロック等）。

初期化動作開始ブロック２０８によって、プロセサ１０２は、使用者インターフ ェース装置１４４を介して使用者に日時その他の情報を入力するように要求する ため、Ｌ　ＣＤ　１４０に適切な連路した表示をづる。入力された実時間情報は 実時間クロック（ＲＡＭ１３２の記憶位置あるいはデジタルプロセサ１０２のプ ログラム可能タイマーを備える）の初期化動作を開始させるために使用される。

初期化動作開始ブロック２０８はシステム１００のすべてのコンポーネントが適 切に動作していることを保証するために心臓収縮自己試験ルーチンを生じさせ、 故障が検出されればその表示をする。

初期化動作が開始されたあとくブロック２０８、決定ブロック２１０と２１２を 備える連続したループは使用者によって入力される命令な待つためになされる。

使用者は通常のデータ獲得を始めるく“スタート”ボタン１５４ｄ）を押すこと によって）、あるいは較正を要求する（好ましい実施例では、“スタート”ボタ ン１５４ｄと″データ引き落とし”ボタン１５４Ｃを押すことによって）。使用 者が較正を要求するとく決定ブロック２１０　）　、較正ブロック２１４が行わ れる。さもな（プれば、システム１００は先に進む前に“スタート”ボタン１５ ４ｄが押される（決定ブロック２１２ことを待つ。

第６図は第５図に示される“較正”ブロック２１４によって表わされる較正ルー チンを説明する〕Ｏ−チャートである。

較正ルーチンは１秒ごとに圧迫帯圧力をサンプルしその結果の値を表示器１４０ に示す。水銀圧力計と注入器は圧迫帯１１４に接続することができ、また／ある いはこの期間中圧力変換器１０６をシステム１００を較正するために接続する。

さらに、テープレコーダ１１２がこの期間オンにされることによって、ＥＣＧ電 極１１０とに音”変換器１０８をよく知られた状態にし、また次にテープレコー ダによって記録される信号を分析することによってアナログ信号プロセサ１０４ の試験を可能にする。

デジタルプロセサ１０２は、較正ルーチン中に行われた測定の結果を外部周辺装 置によって情報の実時間標価をすることができるようにデジタル形式で出力コネ クタ１６０に自動的に転送する。較正ルーチンはシステム１００の最初の工場で の較正の時あるいはシステムの正確性を有効にする時に非常に実用的である。

秒正ルーチン循環２１４に入ると、デジタルプロセサ１０２はテープレコーダ１ １２を付勢しくブロック２１６、ブロック２１８−２２４よりなるループを実行 し始める。１秒の遅延が行われ（ブロック２１８、圧力変換器１０６　、Ｋ音度 換器１０８、およびＥＣＧ電極１１０の出力に対応するデジタル信号が獲得され （通常の方法でＡＤＣ１７２を制御することによって）、Ｒ，ＡＭ１３２に記憶 される（ブロック２２０　）　、獲得されたデータは表示器１４０に表示され（ ブロック２２２）コネクタ１６０を介して転送される。それから、′スタート” ボタン１５４（１）が押されたかどうかを決定される（決定ブロック２２４）。

“スタート“ボタン１５４（ｄ）が押されると、レコーダ１１２はオフになり（ ブロック２２６　＞　、較正ルーチン２１２が終了する（ブロック２２６）。し かしながら、′スタート”ボタン１５４（ｄ）が押されないと、ブロック２１８ −２２２はもう一つの測定を得るために再び実施される。ブロック２１８−２２ ４は最終的に“スタート”ボタン１５４（ｄ）が押されるまで繰返し行われる。

第５図に戻ると、“スタート”ボタン１５４（ｄ）が使用者によって押された後 （ブロック２１２あるいは２２４　）　、システム１００は“待機”状態（１） に入る（通常の方法でフラッグをセットすることによって）（ブロック２２８） 。デジタルプロセサ１０２はブロック２３０−２４６よりなる連続したループを 実行し始める。

決定ブロック２３０は“停止”スイッチ１５４（ｂ）が押されたかどうか試験す る。゛′停止″スイッチ１ｓｔ（ｂ）が押されていないとくその後の測定が行わ れるということを示す）、決定ブロック２３２は、使用者が“自動／手動“スイ ッチ１５４（ｅ）の位置を決定することによって“手動式″あるいは“′自動” 式（ブロック２３２）でシステム１００を動作さぜることを望んでいるかどうか を試験する。システム１００が手動式で動作すると、圧迫帯サイクルは“スター ト”スイッチ１５４（ｄ）を押す（ブロック２４０）ことによって手動式に準備 動作を開始される（手動式は診察室で測定を行なうのに、あるいは対象者に接続 された後システムの動作をまずチェックするのに適している）。

システム１００が“自動”式で動作していると、圧迫帯サイクル間期間タイマー が時間切れになったかどうか決定される（決定ブロック２３４）。時間切れにな るとく初期化動作開始ブロック２０８はこれがまず本当であると判断する）、決 定ブロック２３６は、システム１００が“急速な収縮゛状態（Ｖ）あるいは“持 礪”状態（ｉ）であるかどうか試験する。システム１００が“急速な収縮”状態 （Ｖ）あるいは°゛待機状態（ｉ）にあると圧迫帯サイクル間期間タイマー２３ ８は、実際、予め定められたあるいはランダム（ビ１のいずれかに“リセット” される（第７図に関連して後で説明されるように、“ランダム／固定”スイッチ ＋５４（Ｑ）の位置に従って）。圧迫帯サイクルは“膨張”状ｆｉ（ｉｉ）、（ ブロック２４２　、　”維持”状態（ｉｉｉ　）　（ブロック２４４　）　ｉお よび“線形収縮′°と“急速な収縮″状態（ｉｖおよびＶ）（そのつながりはブ ロック２４６によって示される）に続いて入ることによってなされる。圧迫帯サ イクルの最後で、システム１００は“待機″状態（１）に入り・、制御は決定ブ ロック２３０に転送して戻される。

システム１００が“手動”式で動作しているとくブロック２３２　）　、ブロッ ク２３４−２３８は迂回され、′スタート”ボタン１５４（ｄ）を押すことによ って圧迫帯サイクルの準備動作開始する（決定ブロック２４０）。決定ブロック ２３４は、圧迫帯サイクルが適当な時間の前に自動式に開始することを阻止し、 一方、決定ブロック２３６は第２の圧迫帯サイクルが第１の圧迫帯サイクルが終 わる前に開始することを阻止する。

ブロック２３０−２４６からなるループは、使用者が“ストップ”ボタン１５４ （ｂ）を押す（決定ブロック２３０）まで、“スタート”ボタン１５４　（ｄ＞ 　（決定ブロック２１２）が最初に押された後連続して実行される。”　？？止 止車ボタン押されると、空気バルブ１２０は圧迫帯１１４を収縮させるために開 かれ（ブロック２４８　）　、決定ブロック２５０および２５２よりなるループ は“データひきおとし”ボタン１５４（ｃ）あるいは“スタート”ボタン１５４ （ｄ）のいずれかが押されるのを持つために繰返し行われる。好ましくはく図に は示されていないが）、いつでも“停止”ボタン１５４（ｂ）によって、デジタ ルプロセサ１０２はブロック２４８−２５２を実施することができる（緊急の時 には、圧迫帯サイクルを自由に中止することができる）。

“データ引き落とし”ボタン１５４（Ｃ）が押される（決定ブロック２５０）と 、使用者はシステム１０が出力ライン１５６を介して測定の結果を連続して外部 周辺装置（たとえばプリンタ、ＣＲＴ表示器、コンピュータ等）に転送するよう に要求する。システム１００はＲＡ　Ｍ　１３２に記憶される情報を除去しく好 ましくは、標準的ＡＳＣＩＩプリンタあるいは表示器によって直接プリントアウ トするのに適するようにこのデータは適当なヘッダ情報とともに予め定められた 方法でＲＡＭに記憶される）、並列２進数から直列ＡＳＣＩＩフォーマットにそ の情報を変換し、適切なプロトコル情報を加え、直列情報を出力コネクタ１６０ に転送するブロック２５４を実行する。

好ましい実施例は、存在する周辺装置に適合するように、Ｒ３−２３２０直列通 信プロトコルと慣例を使用して情報を出力コネクタ１６０に転送する。しかしな がら、どの通常の連続あるいは平行デジタル通信慣例も代わりに使用することが できる。たとえば、通常の変復調器は通常の電話線を介して情報を伝送するため に出力コネクタ１６０に代用することもできる。また、システム１００から外部 周辺装置への情報伝送は無線、低周波、あるいは超音波伝送、赤外線あるいは光 学的光伝送路等を介して自由空間を横切って行われることもできる。特定の使用 者の要求はシステム１００によって使用される通信の型式の決定に大きく影響す る。

標準的ＡＳＣＩＩプリンタあるいはＣＲＴ表示器が出力コネクタ１６０に接続さ れ、“データ引き落とし”ボタン１５４（Ｃ）が押されると、プリンタ（表示器 ）は好ましくは医師が容易に中断することのできる有用なフォーマットで直接情 報を表示する。表示はサンプル番号、サンプルが取られた時間（実時間）、およ び心臓収縮および弛緩血圧および心拍数を含む。他の情報（各サンプルに対する 中間血圧、複数のサンプル、データに対する中間血圧等のような）も所望に応じ て表示することができる。本発明の現在の好ましい模範的実施例に従ったこの様 な表示の例は、次の表１に示される。

Ｌ上 サン　ル数　ＳＹ　Ａ　ＨＲ １１８：１５　１２５　０７４　０７６２　１８：３９　１２９　０７８　０７ ９３　１８：４５　１３５　０８０　０７８４　１９：１８　１３８　０８４　 ０８６５　１９：２７　１４２　０９２　０９７６　１９：３５　１３３　０８ ６　０９１７１９二４５１２８０７５０８４ ８　２０：１８　１２３　０７３　０８０データが使用者の命令によって出力さ れたあと（ブロック２５４　）　、υ１１２１１はブロック２４８−２５２を備 えるループに再び転送される。所望ならば、データは“データ引き落とし”ボタ ン１５４（ｃ）を再び押すことによってもう一つの外部周辺装置あるいは同じ周 辺装置（転送エラーがその前に起こっていたら）に再び伝送される（ブロック２ ５０）。さらに、“スタート”ボタン１５４（ｄ）はブロック２３０−２４６よ りなるループのシーケンスを再スタートさせるために再び押される。

第７図は“リセット圧迫帯サイクル間期間タイマー”ブロック２３８のを説明す るフローチャートである。好ましい実施例では、各圧迫帯サイクルの開始のすぐ 前で、次の圧迫帯サイクルが始まる間で時間がブロック２３８によってセットさ れる（好ましい実施例は、圧迫帯サイクルの始めから次の圧迫帯サイクルの始め に圧迫帯サイクル相互間時間を合せるが、もちろん、この時間は１圧迫帯サイク ルの最後から次の始めに、１圧迫帯サイクルの最後から次の最後等へと合せられ る）。′サンプル相互間時間″″ＤＩＰ″スイッチ１４６の設定値は読取られる （通常の方法でＭ　Ｕ　Ｘ　１６２を介してスイッチそれ自体から直接に、ある いは、スイッチの設定値が準備動作開始ブロック２０８によってＲＡ　Ｍ　１３ ２に既に記憶されていると、ＲＡＭの予め定められた位置から）。

“サンプル相互１ｍ時間”スイッチ１４６の設定値は“ランダム／固定”スイッ チ１５４（ｇ）の位置による２つの異なる方法のうちの１つでシステム１００に よって解釈される。使用者が固定のサンプル相互間時間（たとえば圧迫帯サイク ルの間の時間）を選択すると、スイッチ１４６の設定は固定サンプル相互間時間 としてシステム１００によって使用される。しかしながら、使用者が動作の“ラ ンダム°′モードを遍択プる（“ランダム／固定”スイッチ１５４（Ｑ）の位置 によって）と、システム１００はサンプル相互間時間スイッチ１４６の値０くτ 、≦一般定の範囲からランダムサンプル相互間時間τを選択する（もちろん、こ の範囲は過渡に繰返す圧迫帯サイクルを阻止するためにサンプル時間が少なくと も２秒以上であることを要求するように変更することができる）。さらに、使用 者がランダムサンプル時間の範囲の低限と上限の両方を入力できるような手段を ｎＵＬノることもできる。

スイッチ１５４（ｇ＞がパ固定”位置にあると、圧迫帯サイクル時間タイマーは スイッチ１４６の設定値に設定される（ブロック２５７）。しかしながら、′ラ ンダム°゛モードが選択されると、システム１００はランダム数発生器からラン ダム番号を得る（ブロック２５８）。ランダム数は通常のデザインのバードウＪ アあるいはソフトウェアランダム数発生器から得られる。

ランダム数発生器によって生じたランダム数はプログラムされたサンプル相互間 時間タイマー範囲内であり（決定ブロック２６０、ランダム数は圧迫帯サイクル 間期間をセットするために使用され、ソフトウェアランダム数発生手段が好まし い実施例で使用される。ソフトウェアランダム数手段によって生じた数は、その 手段がそれ自体でラング１ムというよりむしろ決められているので、疑似ランダ ムである。よく知られているように、この様な通常の手段はランダム性に対する 拡大的試験に合格する一連の番号を作り出した。使用されるソフトウェア手段は 多くの通常の手段のうちのいづれか１つである（たとえば、調和したシフトレジ スタあるいは疑似ランダム数を発生させるための結合発生器）。たとえば、著者 ラルストンでの他による論文（Ｅ　ｎＣｃｌｏｐｅｄｉａ　ｏｆ　ｏｍ　ｕｔｅ ｒＳｃｉｅｎｃｅ　ａｎｄ　Ｅｎ　１ｎｅｅｒｉｎ　、　ｐｐ、１２６０−６４ 、パンツストランドレインホールドＣｏ、１９８３年）、ヌースＤ、による論文 １９８１年）、マサグリアＧ、による論文″線形調和シーケンスクプレス１９７ ２年）、およびゴロムＳ、〜■、による論文（ｈｉｆｔ　ｅａｉｓｔｅｒ　ｅ　 ｕｅｎｃｅｓ１ホールデンデイ１９６７年）のサイクル時間タイマー（ブロック ２６２）を参照のこと。ランダム数が所望のサンプル相互間時間内に得られない と、ブロック２５８は新しいランダム数を得るために再び実行される（ブロック ２５８は現在の範囲内のランダム数が得られるまで、繰返し実行される）。

対象者は、自分が測定を受けることに気がつくと、血圧洞室の開始直前に自分の 血圧および心拍数をしばしば意識的あるいは潜在的に変化させる。一般に、例え ば患者の血圧は、神経的なものによって、臨床血圧検査の期間中に異常に高い値 となる場合がある。実際に、ある患者は、高血圧という診断を避けるために、血 圧検査期間中およびその直前に、自分の精神状態を意識的にリラックスさせるか 、または他の方法で血圧を異常に減少させる。しかしながら、典型的には、患者 が自分の血圧および心拍数に影響を与えるには一定の時間が必要となるので、測 定を不意に行なうことができれば、患者はそのようなことができなくなる。サン プル値を取る時間間隔をランダムにすることによって、患者は圧迫帯サイクルが 開始される時を前もって予期できなくなるので、測定に影響を与えるような血圧 およびまたは心拍数の変化をおこすことができなくなる。不意に実行された測定 は、患者の本当の心臓血管のパラメタのはるかに正確な表示を自動的にしかも素 早く（この発明によれば）行なう。さらに、ランダムなサンプル相互間の時間間 隔は、ある種の心臓血管の障害を適切に診断するために有用であり、重要である 。

ランダムな圧迫帯サイクル相互間の時間間隔を得るために、純粋なランダム数（ この実ｆｌｕにおいては疑似ランダム数）の発生処理が使用されるが、必要とさ れることは、サンプル相互間の時間間隔を患者が予期できないようにすると云う ことだけである（すなわち、その時間間隔は本質的に任意に選択される必要があ る）。したがって、例えば、ＥＰＲＯＭ１３０に複数の無関係なサンプル相互間 の時間間隔の値を記憶し、それらの値を逐次読出せば、“ランダム”なサンプル 相互間の時間を充分に得ることができる。また、先行する１以上のサンプル相互 間の時間から次のサンプル相互間の時間を計算するような数式を使用することや 、次のサンプル相互間の時間を導き出すために他の変数を使用することも可能で ある（これは、導き出されたサンプル相互間の時間が患者によって簡単に予期さ れないという条件下においてである）。請求の範囲で使用される用語“ランダム 値”は、純粋のまたは疑似的なランダム値だけでなく、患者が簡単に予期するこ とができないように選択された値も意味するものである。

第８（ａ）図および第８（ｂ）図は、第５図に示した膨張ブロック２４２と維持 ブロック２４４のフローチャートである。

第８図に示されているステップは、次の圧迫帯サイクルを開始するために実行さ れる。゛固定値／動的値”スイッチ１５４（ｆ）が“固定値”位置であれば（ブ ロック２６４、“圧迫帯圧力の上限”スイッチ１５２の設定１直は、圧迫帯圧力 の上限値として使用された後にレジスタに記憶される（ブロック２６６）。しか しながら、もし圧迫帯圧力が動的値に設定されるべきであれば、システム１００ は、患者の前に測定した１以上の心臓収縮圧力値から圧迫帯圧力の上限を定める （ブロック２６８）。このようにして、この実施例においては、圧迫帯圧力の超 過によって患者に苦痛を与えることを防止している。

さらに詳細に言えば、この実施例におけるブロック２６８では、患者の心臓収縮 圧力の最も新しい測定値と２０ｍｍＨｇとの和（低くとも全体で２５０ｍｍＨａ ＞をレジスタに記憶する。

このレジスタは、圧迫帯圧力の上限値を決定するために後で使用されるものであ る。もちろん、圧迫帯圧力の上限値を得るために、前に測定された複数の心臓収 縮圧力値を平均化したり、組合わせたりすることが可渣であることや、この上限 値を心臓弛緩期の圧力から導き出すことが可能であること等が理解されよう。正 確な心臓収縮の圧力測定を行なうために必要とされる圧力の上限１直は、患者の 心臓収縮圧力よりも充分に大きな値となることだけであるが、この圧力の上限値 は、患者に過度の苦痛を与えることが無いように充分に低くすべきである。

圧迫帯サイクルを開始するために、膨張インタバルタイマは初期化〈例えば、リ セット〉され（ブロック２７０　）　、ポンプ１１８は付勢され（ブロック２７ ２　＞　、そして空気バルブ１２０は開状態にされる（ブロック２７４）。もし 、システム１００が予め定められた時間（例えば２０秒）よりも長い期間“膨張 °゛状態１１）で動作するならば、システム１００は、現在の圧迫帯サイクルを 打切る。なぜなら、圧迫帯１１４を充分に膨張さけることができないからである （すなわち、圧迫帯がエアーリークを起こすこと、ポンプ１１８または空気バル ブ１２０が故障状態となること、圧迫帯が唐者の腕の不適当なところに位置する こと、圧力変換器１０６またはアナログ信号迅理装置１０４が故障状態となるこ と等による）。膨張エラーが発生すると、ポンプ１１８はオフ状態となり（ブロ ック２７Ｂ　＞　、空気バルブ１２０は開状態となり（ブロック２８０　）　、 ＬＣＤ１４０は圧迫帯の膨、張１ラーを表示するように制御され（ブロック２８ ２）、そしてシステム１００は次の圧迫帯サイクルの開始（“再動作”）を待つ ために“待機”状態（１）に入る（ブロック２８４）。

膨張タイマが予め定められた期間よりも少ない時間を示した場合には、圧迫帯１ １４の圧力は、圧力変換器１０６の出力信号レベルをディジタル化してディジタ ルプロセサ１０２に供給するようにアナログプロセサ１０４を制御することによ って測定される（ブロック２８６）。この測定された圧迫帯圧力は、ブロック２ ６６または２６８の一方によって予め選択された圧迫帯圧力の上限と比較される 〈ブロック２８８゜もし、実際の圧迫帯圧力が所望の上限値よりも小さいならば 、！ｊＪｔｉｌｌ状態は判断ブロック２７６に戻される。ブロック２７６　、２ ８６　、ｉよび２８８から唆るブロックは、時間のかかり過ぎの状態（膨張エラ ーが表示される）になるか、実際の圧迫帯圧力が所望の圧迫帯（〔力の上限値に 達するまで繰返し実行される。圧迫帯１１４の圧力がいったん所望の値に達する とく判断ブロック２８８）、ポンプ１１８はオフ状態となり（ブロック２９０、 圧迫帯圧力を安定化するために０．５秒のポーズが入り〈ブロック２９２、わず かな遅延をおいて実際の圧迫帯圧力が再び読出され（ブロック２９４　）　、そ して、実際の圧迫帯圧力が所望の圧迫帯圧力の上限値と再び比較される（ブロッ ク２９６）。もしこの圧迫帯圧力が小さければ、もう１度ポンプ１１８を付勢状 態にして圧迫帯１１４を所望のレベルにまで膨張させるために、制御状態はブロ ック２７２に戻される。このようにして、圧迫帯１１４の実際の圧力は、測定が 実行される前に所望のレベルに達する。もちろん、ブロック２９２から２９６は 、所望の圧力に達した後に圧迫帯圧力が下る傾向がなければ、取除くことが可能 である。

“膨張”状態（ｉｉ）は、ブロック２６４から２９６によって実行される。この “膨張”状態が終了した後、システム１００は“維持”状態（ｉｉｉ）に入る。

この“維持“状態は、ブロック２９８から３０８で実行されるものである。圧迫 帯内の空気の流動や他の変動を沈めるために、予め定められた時間（この実施例 においては１．０秒に決められているが、所望ならばプログラムすることも可能 である）が経過された後〈ブロック２９８　）　、テープレコーダ１１２はオン 状態となり（ブロック３００）、そして、“線形収縮”ステップ（ｉｖ）の線形 収縮の速度をυ［御するための値は利用者用にプログラムされたパラメタに従っ てプリセットされる（ブロック３０２−３０６　＞。さらに詳細に言えば、圧迫 帯圧力の下限値が“圧迫帯圧力の下限”スイッチ１５０から読出され、収縮速度 は“収縮速度”スイッチ１４８の設定（この実施例においては１ｍｍＨｇ／秒か ら１０ｍｍｈｌ／秒までの間で可変的に設定可能である）よって得られ、そして 収縮タイマがリセットされる（ブロック３０６　）　、“維持”状態が完了した 後、“線形収縮”状態（ｉｖ）となる（ブロック３０８）。

第９図は、第５図に示した“収縮”ブロック２４６の詳細なフローチャートであ る。第９図のブロック３１０から３２２は、“線形収縮“状１ｍ（ｉｖ）を実行 し、一方ブロック３２４から３３２は“急速収縮”状態（Ｖ）を実行するための ものである。

システム１００が血圧および心拍数を測定するのは、７線形収縮”状態の期間に おいてである。第３図に示したように、“線形収縮”状態（ｉｖ）の期間での圧 迫帯１１４の収縮速度は、測定をさらに反復可能にし正確に行なうために線形で ある。

この実施例における線形性は、±１ｍｍＨＯよりも良好であり、圧迫帯サイクル 期間で変化のない一定の分析結果が達成されるようになっている。６線形収縮“ 状態（１ｖ）期間では、システム１００は圧迫帯１１４の圧力を周期的に監視し 、それを予め定められ記憶されているソフトウェアの線形収縮プロファイルと比 較して、実際の圧迫帯圧力がソフトウェアプロファイルを確実に追従するように する。圧迫帯圧力は標本化され（ブロック３１０　＞　、ソフトウェアプロファ イルに従って所望の圧迫帯圧力値と比較される（判断ブロック３１２）。ソフト フェアプロファイルに基づく所望の圧迫帯圧力値は、“線形収縮″状態（ｉｖ） 期間中の各時間ポイントで計算することが可能である。この計算は、収縮タイマ の値にスイッチ１４８によって選択された収縮速度を掛算し、圧迫帯圧力の上限 値からその積を減算するだけのものである。また、演算時間の節約のために、初 期化ルーチン２０８は、収縮タイマの予め定められた複数の値に対する所望の圧 迫帯圧力プロファイルを予め計算することも可能である。これは、実時間演算お よびデータ解析が可能な処理時間を増加させるためと、１線形収縮”状態（ｉＶ ）期間中のエアーバルブ１２０の開閉の数を最少にするためである（もちろん、 圧迫帯収縮の所望の線形性を維持した状態で）。もし、特殊な検査を反復して実 行することが望まれるならば、線形プロファイルの代わりに、特殊な非線形プロ ファイル（対数、指数、周ＷＪ関数など〉を使用することも可能である。

測定された圧迫帯圧力がソフトウェアプロファイルによって定められた所望の圧 迫帯圧力より下がった場合には、エアーバルブ１２０は閉状態となる（ブロック ３１４）。しかしながら、測定された圧迫帯圧力が、収縮タイマの現在の値に対 応するプロファイル値よりも大きいならば、エアーバルブ１２０は開状態となる （ブロック３１６）。エアーバルブ１２０の過度の使用を避けるために（適切な 使用度にする）、所望のヒステリシスの度合いをソフトウェアプロファイルか判 断プロツり３１２のどちらかに組込むことも可能であることが理解されよう。さ らに、空気の流動を静めるために、エアーバルブ１２０の開閉の直後に短い期間 の測定デッドタイムが観察されることが好ましい（例えば、バルブの開閉は、Ｋ −音の発生時に流動を確実に静めるために、ＥＣＧ電極１１０からのＲ−波と同 期させることが可能である）。もし、圧迫帯圧力が圧迫帯圧力の下限値よりも大 きいならば（判断ブロック３１８）、コロトコフ音および心拍数が検出され（ブ ロック３２０および３２２　）　、制御状態はブロック３１０−３２２から成る ループの別の実行のためにブロック３１０に戻される。

第１０図（ａ＞乃至（（］）は、この発明による信号を示すものであり、これら の信号はＥＣＧ電極１１０から供給される心電９　（ＥＣＧ）波形のＲ−波（Ｑ ＲＳセグメント）を検出する（ブロック３２０）ためのものである。この発明に よれば、ＥＣＧの２．３周期（第１０図（ａ））が信号のピーク振幅を検出する ために最初に標本化される。ピーク信号振幅は、複数の子め検出されたＲ−波の ランニングアベレージ、前の１以上の圧迫帯サイクル期間中または“待機”状態 期間中等に検出され記憶されている患者のＲ−波振幅の統計的な平均に基づいて 決定することが可能である。ディジタル信号処理装置１０２は、信号波形の変化 によるエラーを避けるために、Ｒ−波波形のピークが発生された瞬間にＲ−波が 供給されたと見なす。

システム１００は、２，３のＥＣＧ周期の振幅に基づ＜Ｒ−波信号のピークのほ ぼ５０％に等しいＲ−波しきい値を確立ｎ人聞６２−５０１１９３　（ｊ８） する。受信されたＲ−波の振幅がこのしきい値よりも大きい場合には必ず、信号 ＲＴＨＲＳＨ（Ｄ’５１０図（ｅ））が発生する。Ｒ−波の振幅が確立されたし きい値を越えるまでの間は、穴−波のスロープが正から負に変化した時にＲ−波 が発生されたと見なされる。この波形のスロープ変化は通常の方法で検出され、 信号５ＬＯＰＥ　（第１０図（ｄ））の立ち下がりエツジでトリガされる。信号 ＲＴＨＲ８）−ｔが存在する期間に５ＬＯＰＥが立下がりと、信号Ｒ−ＦＬＡＧ 　（第１０図（ｇ））が発生され、ディジタル信号処理装置１０２内のＲ−波タ イマは、予め定められた時間間隔（この実施例では、例えば４００ｍ５＞でタイ ミング動作を開始する（第１０図（ｆ））。Ｒ−波タイマによって定められたイ ンタバル期間中は、劃１１０から供給されるＥＣＧ信号は無視される。なぜなら 、この時間中には、付加的なＲ−波が送られて来るべきでないからである（心拍 数が予め定められた速度を越えることはないと想定される）。Ｒ−ＦＬＡＧ信号 は、Ｒ−波タイマがタイムアウトするまでその発生が維持され、Ｒ−波タイマが タイムアウトするとＲ−ＦＬＡＧ信９は外部に現われなくなる。このＲ−ＦＬＡ Ｇ信号は、コロトコフ音を検出するための周期（ゲーティング）信号として使用 される。

心拍数は、予め定められた数（１０が適切である）の受信されたＲ−波間の平均 時間間隔を測定することによって計算される。この心拍数情報は、所望であれば Ｒ−ＦＬＡＧ信号の前縁から得るようにすることも可能である。もちろん、所望 ならば受信されたコロトコフ音、または圧迫帯１１４の検知された圧力復動から 心拍数を計算することも可能である。

第１１図（ａ）乃至（ｉ）は、コロトコフ音を検出するためにこの実施例で使用 される波形を示すものである。第１１図＜ａ＞は、（ＥＣＧのＲ−波の発生を表 わす）パルス列である。信号Ｒ−ＦＬＡＧは、Ｒ−波が検出さける時間毎に発生 されることを思出されよう（第１１図（ｅ）参照）。Ｒ−波が検出されるとすぐ に、信号に−ＤＥＬＡＹ　（第１１図（ｂ））は、予め定められた期間中発生さ れる。この実施例においてハ、Ｋ−ＤＥＬＡＹの期間は１００ｍ５であるが、所 望ならばこの期間をプログラムすることも可能である。この予め定められた遅延 が経過した時に、信号“Ｋ−ＷＩＮＤＯＷ”が発生される（第１１図（Ｃ））。

システム１００が、Ｋ−音度換器１０８によって検出されたコロトコフ音に反応 するのは、Ｋ−ＷＩＮＤＯＷ信号が存在する期間である。

信号に−ＷＩＮＤＯＷを予め定められた期間中（例えば２００ｍ５）発生させる ことや、また（心拍数のような）可変ファクタに基づく期間中維持することも可 能である。システム１００は、信ＱＫ−ＷＩＮＤＯＷが存在する期間中にだけに 一音に反応するので、この期間中では、ノイズおよび他のアーチファクトが圧力 測定に影響を及ぼす機会が少ない。

Ｋ−音しきい値レベルは、検知されたに一音信号内のアーチファクトの除去を助 けるために確立される。もし、しきい値が予め確立されてないならば、この実施 例においては、任意の最初のしきい値０．２５ボルトが使用さる。圧迫帯サイク ルが発生された後、新しいしきい値は、このサイクル期間中に得られたに一音信 号のピーク値の全てを平均化し、この平均値の１／３にしきい値を設定すること によって算定される（この平均値を得るために１圧迫帯サイクル期間中のランニ ングアベレージ、または前の１以上の圧迫帯サイクルからめた統計的平均値を使 用することが可能である）、、に−音が検出されるためには、このに−音はに− １しきい値よりも太き（なければならない。。

しきい値よりも大きいに一音信号が検出される毎に、信号ＫＳ　ＦＬＡＧが短い 期間発生される（第１１図（ｄ））。

そして、もう１つの信号に−ＦＬＡＧは、ＫＳ　ＦＬＡＧの前縁かに−ＷＩＮＤ ＯＷによって確立される時間のＷＩＮＤＯＷ内にあれば、心周期の残りの時間中 セットされる（第１１図（ｇ））。この信号に−ＦＬＡＧの機能は、次の心周期 が発生するまで任意の付加的なに一音にシステム１００が応答するのを防止する （１つの適切なコロトコフ音だけが任意の与えられた心臓収縮期間に発生される ように）ことである。

信号に−ＦＬＡＧは、次のＲ−波が検出されるまで時間まで発生され続ける。

Ｋ−ＷＩＮＤＯＷ信号が論理レベルＯに降下したことによってコロトコフ音が検 出されなかったならば、取落としたコロトコフ音を示すために信号に−Ｍｉｓｓ が発生される。システム１００は、連続する心周期内にコロトコフ音が検出され たかどうかを検出し、圧迫帯サイクル内に発生した取残しコロトコフ音の数だけ のトラックを確保する。もし、予め定められた連続するコロトコフ音の数（４） よりも少ない数が１つの圧迫帯サイクル内で検出されるならば、全体の圧迫帯サ イクル測定は打切られる。また、もし連続するコロトコフ音が圧迫帯サイクル内 で検出される前に、予め定められた数（例えば４〉よりも多いコロトコフ音が取 残されたならば、連続するコロ（〜コツ音が始まるポイントの前に検出されたコ ロトコフ音は無視され、誤ったコロトコフ音として扱われる。

第１０図および第１１図に示されている信号は、個別的なディジタル論理素子、 あるいはアナログ信号処理コンポーネントによってさえも発生可能である。しか しながらこの実施例においては、第１０図および第１１図に関連して説明した信 号処理は、ソフトウェアの制御下で、ディジタル領域内のディジタル処理装置１ ０２によって実行される。

第９図を再び参照すると、圧迫帯１１４内の圧力は、しばらくすると、スイッチ １５０によって設定される圧迫帯圧力の下限値よりも下がるようになる（判断ブ ロック３１８）。このようなことが生じた場合には、もはや有用な測定を行なう ことはでないく圧迫帯圧力が患者の心臓弛ＦＡ１ｍの圧力よりも下がるため）、 そして、患者にそれ以上の苦痛を与えることがないように、できるだけ速く圧迫 帯圧力を減少させるために“急速収縮”状９（ｌになる。テープレコーダ１１２ はオフ状態となり（ブロック３２４　）　、患者の心拍数は、圧迫帯１１４が線 形収縮状態であった期間に検出されたＥＧＧ信号の最初の１０個の前縁間の平均 時間間隔から計算される（ブ［１ツク３２６）。最後の圧迫帯サイクルにおける 心拍数の値と心臓収縮および心臓弛緩期の圧力値は、サンプル数くサンプル数カ ウンタを増分することによって１７られる）、および実時間（前に説明した実時 間タイマによって得られる）と共にイードバックあるいは他の応用を促進するた めに、心臓収縮および心臓弛ｔｉ期の圧力と心拍数とがＬ　ＣＤ　１４０に表示 される（ブロック３２８　＞　（所望ならば同様に他の計算を実行することもで きる）。この場合、データの表示は即座に行われることが好ましい。エアーバル ブ１２０は、圧迫帯１１４の完全な収縮を確実にするために、少なくとも予め定 められた期間（ブロック３３０によって決定される）開状態にされる（ブロック ３２９）。そして、システム１００は、次の圧迫帯サイクルの開始を待つために 、“待機”状態（ｉ）となる。

第１２図は、再生期間中にテープレコーダのオーディオ出力から情報を取出すた めに使用されるデコーダ５００の概略的なブロック線図であり、第１３図はデコ ーダ５００から得られる情報を示すグラフである。レコーダ１１２のテープに記 憶された情報を得るために、テープレコーダのオーディオ出力はデコーダ５００ の入力ジャック５０２に接続される（または、レコーダ１１２からテープを取出 し、そのテープを別個のテーププレイヤにセットして、このテープレコーダ（プ レイヤ）を再生モードにする）。記録された信号のオン、−タイムとオフ−タイ ムとの比はテープスピードによって変化されないので、録音スピードの２倍から ４倍のスピードで再生を行なうことが可能である。再生信号のオン−タイム対オ フ−タイム比は、抽出され表示されるべき有用な測定情報を含んでいる。

テープレコーダ１１２の出力は、増幅部５０４によって増幅される。ダイオード ５０８と５１０から成る制限器５０６は、過度の信号レベルがデコーダ５００の 出力に歪みをもたらすことを防止する。調節可能なしきい１直を有している比較 器５１２は、制限器５０６からの出力信号の振幅と、基Ｑ＝電圧源５１４によっ て発生される決まった基準信号とを比較する。変調された包絡線の振幅が基準電 圧源５１４からの出力よりも大きい場合は、比較器５１２は論理レベルＯを出力 する。同様に、制限器５０６の出力に頂われる変調された包絡線レベルが基準電 圧源５１４からの出力よりも小さい場合には、比較器５１２は論理レベル１を出 力する。このようにして、変調された包絡線の搬送波成分は、Ｋ−音と圧力との 復号信号から除去される（この結果、比較器５１２の出力はシステム１００内の アナログ信号処理装置１０４の加算増幅器１９６出力の写しとなる）。比較器５ １２の出力は、縦続接続された増幅器５１６と５１８によって増幅される（また 、これらの増幅器５１６および５１８は、テープレコーダ１１２自体およびその 前の信号処理の段階とによってもたらされた外部雑音をフィルタする）。

増幅器５１８の出力は、システム１００内の加算増幅器１９６出力の正確な写し に近いものであり、オシロスコープあるいは他の通常の解析形式により表示する 可能である。適切な遮断周波数を有する低域通過型フィルタ５２０は、増幅器５ １８によって発生される複合出力から圧力信号を取出しくもちろん、圧力波形は 比較的低い周波数である）、高域通過型フィルタ５２２は複合出力からに一音を 取出す。したがって、低域通過型フィルタ５２０の出力は、アナログ信号処理装 置１０４の増幅器１６８の出力の写しとなり、高域通過型フィルタ５２２の出力 はアナログ信（）処理装置のスイッチ１９８の出力の写しとなる。

フィルタ５２０および５２２によって発生される出力波形の例は、第１３図のグ ラフに示されている。時間に対するコロトコフ音と圧迫帯圧力とを表示するため に、これらの信号を通常のチャートレコーダによってプロットすることや、オシ ロスコープに表示することが可能である。もちろん、時間に対するコロトコフ音 と圧迫帯圧力との表示から、心拍数および血圧を通常の方法で決めることも可能 である。

デコーダ５００にはさらに回路５２４も設けられており、この回路５２４は、テ ープレコーダ１１２によって再生された予め定められたレベルよりも大きい信号 レベルの存在を示すものである。増幅器５０４の出力は、トランジスタ増幅部５ ２６によって制限および増幅され、コンデンサ５２８によってフィルタされ、ダ ーリントン接続された増幅部５３０によってさらに増幅されて、そして、スイッ チングトランジスタ５３２のベース電流として使用される。このスイッチングト ランジスタ５３２は、このスイッチングトランジスタに充分なベースＮ流が供給 された時に、発光ダイオード（Ｌ　Ｅ　Ｄ　）　５３４を点灯させる。これによ って、有用な信ｉ）情報がテープレコーダ１１２によって再生されていることが 利用者に知らされる。所望ならば、増幅部５３０の出力を１以上の増幅器５１２ −５１８の利得を自ａυｊ御するために使用することが可能である。これは、テ ープレコーダ１１２の再生レベルが変化する際の増幅器５１８の出力の振幅変動 を最少にするためである。

エン”サイクル　の２口 これまで説明したシステム１００は、圧迫帯サイクル期間中に測定されるどのコ ロトコフ音が息者の心臓収縮期の血圧に対応し、測定されるどのコロトコフ音が 忠考の心臓弛緩用の血圧に対応するかを実時間で決定しようとするものに過ぎな い。しかしながら、これまで説明したように、これは誤った血圧決定を行なうこ とがあり、しかも頻慎に誤りが発生する。

なぜなら、この測定システムは、コロトコフ音チトンネルに現われる信号（Ｋ− 音タイムウィンドウ内）が心臓収縮期の圧迫帯ポイントと心臓弛緩用の圧迫帯ポ イントとの間で発生されるコロトコフ音包絡線に関係した本当のコロトコフ音に よって発生されたものかどうか、あるいはこの信号が本当のコロトコフ音と類似 した周波数特性を有するアーチファクトまたはスプリアスノイズのいずれかによ って発生されたものかどうかを決定する手段を備えていないからである。

１以上の圧迫帯サイクル期間中に測定されたコロトコフ音の振幅に基づく動的コ ロトコフ音しきい値レベルを確立すること、そしてこの動的しきい値をコロトコ フ音によって発生されたものでない信号を取り除くために使用すること（例えば 、この動的しきい値レベルより低いレベルでコロトコフ音チャンネルに現われる 信号はどれも無視される）が可能である。あいにく、対象者のコロトコフ音の振 幅および波形の少なくとも一方は、現在において全く理解されてない影響によっ てしばしば変化することがある。もし対象者のコロトコフ音プロファイルがある 圧迫帯サイクルから次の圧迫帯サイクルで、または同じ圧迫帯サイクル内で急激 に変化するならば、実時間に一音解析技術を利用したシステムは、Ｋ−音包絡線 プロファイルにおける変化を補償することができなくなり、心臓収縮および弛緩 用の血圧を誤って決定することがある。

この発明の実施例は“エンドサイクル解析技術”を利用しており、この技術はコ ロトコフ音の誤った決定の問題を減少、あるいは全て取除くことに役立つもので ある。この結果、システムの正確度は非常に増大される。エンドサイクル解析技 術は、その用語が意味するように、圧迫帯収縮プロセスの各心円期毎に圧迫帯圧 力およびコロトコフ音情報を実時間で採取し、そしてこの情報をランダムアクセ スメモリ１３２のバッファ領域に記憶する。このに−音解析および圧力決定アル ゴリズムは、圧迫帯収縮サイクルの１医（すなわら、圧迫帯１１４の圧力が対象 者の心臓弛緩用の血圧よりも低くなった後に、システム１００が″Ｑ速収縮”状 １（ｌとなっている期間）に呼び出される。

ＲＡ　Ｍ　１３２のバッファ領域が最初に走査され、システム１００は、圧迫帯 収縮期間に発生された全ての心周期におけるに一音を解析する。この実施例では 、最大平均振幅を有する連続する５つのに一音を発見することによって、最大に 一音がいつ発生されたかを最初に決定する。中間の心周期およびこれらの５つの 連続する心臓の鼓動に一致したに一音は、圧迫帯サイクル期間における最大コロ トコフ音の中心を表していると想定される。この最も大きい平均振幅値は、全体 にわたるに一音包絡線の大きさをも表しており、Ｋ−音増幅器１７４の利得が動 的に変化されるべきかどうかを決定するためにシステム１００によって使用され る。

次に、システム１００は、２つの異なった平均化機能を実行する。第１には、シ ステム１００は、線形圧迫帯収縮期間中に発生される各心周期におけるに！ウィ ンドＫ　ＷＩＮＤＯＷ内にあるＬＬのコロトコフ音の振幅の平均を決定する。こ の全体にわたる平均値は、正常化されたに一音振幅の限界値を表している。この 限界値よりも大きな振幅を右するコロトコフ音は、心臓収縮または心臓弛緩用の 圧力に対応する適当なものと見なされない。第２には、この正常化された限界値 よりも小さな振幅を有するに一音タイムウィンド（Ｋ　ＷＩＮ　Ｄ　ＯＷ　）内 の全てのに一音信号は、低レベル平均値を得るために平均化される。この低レベ ル平均値は、圧迫帯収縮期間における正常化された平均ノイズおよびアーチファ クトのレベルを表している。この低レベル平均値より小さい振幅のに一音もまた 、圧力決定の対象とならない。全体にわたる平均値と低レベル平均値との差の半 分に等しい値は、Ｋ−音しきい値として確立される。

最大に一音の付勢状態の中心に対応する心周期が開始されると、この実施例では バッファ領域が２つの方向（前方および後方）に走査され、記憶された各に一音 レベルかに−１しきい値に関して評価される。圧迫帯収縮サイクルの開始位置の 方へ（すなわち、Ｋ−音付勢状態の中心から時間的に前方へ）走査すると、この 実施例では、Ｋ−音しきい値よりも低い値であり、しかも最大に一音付勢状態の 中心に先立つ時間内の最後のに一音が捜索される。この最後のに一音が発見され ると、この実施例では、その直前にある２つのに一音レベルを評価して、これら かに−＆しきい値よりも小さいかどうかを決定する。もしこれらの２つの先行す る値が両方ともしきい値よりも小さいならば、これらに対応する圧迫帯圧力は“ 線形トラック”土にあり（すなわち、ソフトウェア線形収縮モデルによって指示 される予期した結果に接近する）、モしてに一音しきい値よりも小さい最後のに 一音（これは、最大に一音付勢状態の前に発生される）が患者の心臓収縮期の血 圧に対応するに一音として選択される。そして、この心周期に対応する圧迫帯圧 力（これもバッファｇＡ域に記憶されている）は、心臓収縮期の血圧として扱わ れる。しかしながら、これらの２つの先行するに一音に対応する圧迫帯圧力が“ 線形トラック”上にない場合には、この実施例では、聴診ギャップが発生したと 想定されて、Ｋ−音しきい値よりも低い先行するに一音レベルに対するバッファ 領域を走査し続ける。

そして、心臓弛緩用の患者の血圧値を決定するために、これと同じ処理が圧迫帯 サイクルの終り近傍で生じる心周期に対応するバッファ領域に記憶された情報を 走査した後に行われる。

この発明によるエンドサイクル解析技術のこれらのの特徴およびその他の特徴は 、第９図および第１４図乃至第２１図を参照することによってさらに理解されよ う。第９図および第１１図を参照して前に説明したように、システム１００は、 システム１００が“線形収縮”状態（ｉｖ）で作動している周期期間中に連続し てＲ−波およびに一音を検出する４、第９図のブロック３２０で示したように、 システム１００はＥＣＧ電極１１０によって発生される信号を持つ。この信号は 新しい心周期の始まりを示すものである。第１０図で示したように、ＲＷ　王ｒ ＭＥＲ信号は、増幅器１９４の出力から送られて来るディジタル化された信号を ゲートするために使用され、この結果、システム１００は苅９者のＥＣＧのＲ− 波成分だけに反応する（例えば、Ｓ−波やＴ−波成分には反応しない）。

この実施例において、信号ＲＷ　ＴＩＭＥＲは、ＥＣＧ電極１１０から送られて 来た信号のＲ−波成分のピークが発生した時に、論理レベル１に上昇し、この論 理レベル１は３００　ｍｓの間維持される。そしてこの期間の後、その論理レベ ルは○となる。

この実施例において、第１１図（Ｃ）に示されている信号Ｋ　ＷＩＮＤＯＷは、 信号ＲＷ　ＴＩＭＥＲが立上ってから１５０ｍ５後に立上り、１５０ｍ５の期間 維持される。システム１００がコロトコフ音を検出するのは、信号Ｋ　ＷＩＮＤ ＯＷが論理レベル１の期間である。Ｒ−波が検出された時間からシステム１００ がコロトコフ音を捜し始める時間までりは、１５０ｍ５の遅延時間が設定されて おり、これは、対象者の心臓から対象者の腕（ここに、圧迫帯１１４およびに一 音変換器１０８が取付けられる）までへの血圧ヘッドタイムである。

この実施例において、Ｒ−波ウインド（信号ＲＷ　ＴＩＭＥＲが論理レベル１の 時間に対応する〉およびに−音ウインド（信号に’１ＶＩＮＤ○〜Ｖが論理レベ ル１時間に対応する）は、同時に（Ｒ−波のピークが発生してから約３００ｍ５ 後）閉じられる。

Ｋ−音測定および対応する圧迫帯圧力測定は、この実施例における線形収縮状ｇ （ｉｖ＞期間中に発生される各心周期（すなわち、各Ｒ−波）の期間でＲＡＭ１ ３２に記憶される。

前に説明したように、Ｋ−音度換器１０８の出力は、Ｋ−音増幅器１７４によっ て増幅され、低域通過型フィルタ１７６によってフィルタされ、そして、絶対値 回路１７８によって絶対値に変換される。この絶対値回路１７８の出力は、アナ ログ−ディジタル変換器１７２によってディジタル化され、そしてこのディジタ ル化された値はディジタル信号処理装置１０２で処理される。ＡＤＣ１７２は、 絶対値１７８および増幅器１６８の出力を予め定められた標本化速度で順次標本 化およびディジタル化し、それぞれディジタル値ＫＳ’ＡＭＰおよびＰＳＡＭＰ としてディジタル処理装置１０２で処理されるようにする。ディジタル化された に一音値ＫＳＡＭＰは、Ｋ−音度換器１０８の出力をフィルタし増幅した大きさ く絶対値）を示している。ディジタル処理装置１０２は、各心周期におけるに一 音振幅を示す１つのディジタル値を、圧力変換器１０６の処理された出力ＰＳＡ ＭＰ　（すなわち、増幅器１６８のディジタル化された出力）と共に、この目的 とは別に設定されたＲ　Ａ　Ｍ　１３２のバッファ領域に記憶する（ブロック３ ２３）。このＰＳＡＭＰは、記憶されたに一音値が検出された時間における圧迫 帯１１４の圧力を示すものである。

第１４（Ｃ）図は、第１４（Ａ）図および第１５図乃至第１９図に示されている ステップを実行するために、ディジタル処理装Ｗ１０２によって使用されるいく つかの記憶場所を慨略的に示すブロック線図である。これらの記憶場所は、処理 装置１０２内のレジスタ、またはＲＡ　Ｍ　１３２の記憶場所であることが可能 である。このことは当業者によって理解されるもである。ディジタル処理装置１ ０２は、所望ならば、これらの記憶場所およびレジスタの内容を操作（例えば、 内容の減分または増分、内容への加算または内容からの減算、内容の消去等〉す ることが可能である。実行されるべき計算内のエラーを減少させるために、示さ れているいくつかの記憶場所は倍精度型となっている。第１４（Ｃ）図に示され ている記憶場所の内容の意味は、第１４（Ａ）図および第１５図乃至第１９図と 関連して詳細に説明する。

第１４（Ａ＞図は、第９図のブロック３２３によって実行されるステップの詳細 なフローチャートである。Ｒ−波の検出（ブロック３２０）の際に、ディジタル ブロセザ１０２のレジスタＫＭＡＸＭはクリアされ。このレジスタは、Ｒ−波に よって開始された心周期期間中に、絶対値回路１７８の最大ディジタル信号出力 を記憶するために使用される。判断ブロック３７５は、Ｒ−波ウインドが開状態 かどうか（この実施例では、第１０図に示されている信号ＲＷ　Ｔ　Ｉ　Ｍ　Ｅ 　Ｒが論理レベル１であるかどうかを調べることによって）、およびコロトコフ 音検出ウィンドが開状態であるかどうか（この実施例では、第１１図（Ｃ）に示 されている信号Ｋ　ＷＩＮＤＯＷが論理レベル１であるかどうかを調べることに よって）を決定する。

もしＲ−波ウインドまたはに一音ウインドのいずれかが開状態でない場合は、シ ステム１００は、Ｋ−音レベルおよび圧迫帯圧力レベルを表している値を無視す る。しかしながら、もしＲ−波ウインドとに一音ウインドの両方が開状態である 場合にはく判断ブロック３７５）、システム１００は、これらのウィンドを開状 態にすべきかどうかを決定する（Ｒ−波ウインドが開状態になってから３００ｍ ５経過したかどうかを決定することによって）くブロック３８５）。もしこれら のウィンドを閉状態にすべきでないならば、シスうム１００は、Ｋ−音信号レベ ルを検査して、この信号がその心周期までに測定された最大レベルを越えている かどうかを確める（判断ブロック３７９〉。判断ブロック３７９は、ｆｉＩＫｓ ＡＭＰ　（ＡＤＣ１７２によって発生され、最も最近標本化されたコロトコフ音 信号レベル）とｌｉｉＫＭＡＸＭ　（現在の心周期期間までに標本化された最大 平均コロトコフ音信号レベル）（ＫＭＡＸＭは新しいＲ波が受信される毎にＯに クリアされる）とを比較する。

もしＫＳＡＭＰ≦ＫＭＡＸＭであれば、現在のコロトコフ音信号レベルＫＳＡＭ Ｐは同じ心周期の間に的もって測定されたコロトコフ音信号レベルより小さいの で、これは無視される。しかしながら、もしＫＳＡＭＰ＞ＫＭＡＸＭであれば、 最も最近標本化されたコロトコフ音信号レベルは現在の心周期までに測定された 最大のレベルとなり、この値ＫＳＡＭＰはレジスタに前に記憶されていた値に代 わって１込まれる（ブロック３８１）。これと同時またはその直後に、ＩｉｌＰ ＳＡＭＰ（圧迫帯圧力変換器１０６の最もａ近すンプルされ増幅された出力に対 応するＡＤＣ１７２の坦在の出力）は、即時の量大に一音レベルの発生時に圧迫 帯１１４の圧力として別のレジスタＰＲＥＳＭに３込まれる（ブロック３８３） 。

判断ブロック３８５は、Ｒ−波ウインドおよびに一音ウインドを閉状態にすべき かどうかを決定する（前に説明したように、これらのウィンドが開状態になって から予め定められた期間が経過したか、どうかを決定することによって）。もし に−音およびＲ−波を開状態のままにしておくべきであれば（すなわち、これら の予め定められた期間が未だ経過していない）、“線形収縮”状態（１ｖ）の続 行が許可され、ブロック３１０乃至３２３がもう１度実行される。また、もし判 断ブロック３８５がＲ−波およびに一音ウインドを閉状態にすべきであることを 決定したならばくこの場合、現在の心周期は終了されたと見なすべきである）、 これらのウィンドは開状態となる（この実施例では、信号ＲＷ　Ｔ　Ｉ　Ｍ　Ｅ 　Ｒを論理レベルを論理レベル１から論理レベルＯに落とすことによって）（ブ ロック３８７）。

このよう（して、ブロック３７５乃至ブロック３８３は、予め定められた速度で 繰返し実行される。心周期期間中に開状態となっていたＲ−波ウインドおよびに 一音ウインドが両方とも閉状態になると（ブロック３８５．３８７　）　、レジ スタＫＭＡＸＭは、その心周期期間中に測定された最大（ピーク）Ｋ−音レベル を内容として含み（この最大レベルは、不所望な周波数成分がフィルタ１７６に よって除去された後に心周期期間中に発生されるに一音変換器＋０８の出力のビ ーク振幅の絶対直に対応する）、レジスタＰＲＥＳＭは、最大に一音レベルの発 生同における圧迫帯１１４の圧力を内容として含む。

ＲＡＭ１３２内の多くの連続した記憶場所は、一時バッファ３９３（第１４（Ｂ ）図参照）として使用されるように配置されている。バッファ３９３は、圧迫帯 サイクルの各心周期におけるピークコロトコフ音レベルをディジタル形式で記憶 しくレジスタファイル３９５　）　、またその圧迫帯サイクルの各心周期におけ るこれらのピークコロ１−コツ音レベルに対応する圧迫帯圧力値を（ディジタル 形式で）記憶する（レジスタファイル３９７）。したがって、記憶場所ＰＫＳ（ １，）は現在の圧迫帯サイクル内の最初の心周期におけるピークコロトコフ音レ ベルを内容として含み、記憶場所ＰＲＥ（１）は、このコロトコフ音レベルが検 出された瞬間に圧迫帯１１４の圧力を表す値を内容として含む。同様に、記ｔ！ ！場所ＰＫＳ　（２）およびＰＲＥ（２）は、それぞれ、圧迫帯サイクルの２番 目の心周期におけるピークコロトコフ音レベルおよび圧迫帯圧力値を内容として 含む。そして、記憶場所ＰＫＳ　（ｎ）およびＰＲＥ　（ｎ）は、圧迫帯サイク ルのｎ番目の心周期におけるピークコロトコフ音および対応する圧迫帯圧力値を 内容として含む。レジスタファイル３９５および３９７の大きさは、この実施例 においては、２００心周期におけるコロトコフ音レベルおよび対応づる圧迫帯圧 力値を充分に記憶できるものである。

Ｘレジスタ（３９９）は、レジスタファイル３９５および３９７内の記憶場所を アドレス指定するためのポインタとして使用される。この実施例において、Ｘレ ジスタは単にインデックスアドレス指定レジスタであり、１以上の基底アドレス レジスタ（図示せず）を伴って、ＲＡ　Ｍ　１３２の記憶場所を直接アドレス指 定する。例えば、Ｘ＝１の時は、Ｘレジスタ３９９は、レジスタファイル３９５ の記憶場所ＰＫＳ（１）とレジスタファイル３９７の記憶場所ＰＲＥ（１）を同 時に指定する。したがって、ディジタルプロセサ１０２は、心周期数をＸレジス タ３９９に′１込むことだけによって、特定の心周期（例えば、“線形収縮”状 態（ｉｖ）期間中に発生される最初の心臓鼓動、２番目の心臓鼓動、ｎ番目の心 臓鼓動等）に対応するレジスタファイル３９５および３９７の記憶場所をアクセ スすることができる。

心周期の終りでは（第１４（Ａ）図の判断ブロック３８５）、Ｒ−波およびに一 音ウインドが閉状態となった後（ブロック３８１によって）、ディジタルプロセ サ１０２は、値ＫＭＡＸＭおよびＰＲＥＳＭをレジスタファイル３９５および３ ９７にそれぞれ記憶する。これは、以下に示すような代入を実行することによっ 行われる（ブロック３８９　）　。

ＰＫＳ　（Ｘ）←ＫＭＡＸＭ ＰＲＥ　（Ｘ）←ＰＲＥＳＭ。

ここで、Ｘはちょうど終了された時の心周期数である。次に、ブロック３９１は 、次の心周期の準備としてＸレジスタ３９９の内容を増分する。

すでに説明したように、第９図に示したブロック３１０から３２３は、圧迫帯１ １４の圧力が圧迫帯圧力の下限よりも低くなるまで連続して実行される。対象者 の心拍数と“線形収縮”状態（ｉｖ）の持続期間に基づいて、ブロック３２０は 比較的多くの数のＲ−波を検出可能であり、ブロック３２２は比較的大きな数の 対応するピークコロトコフ音レベルを検出可能であり、そしてブロック３２３は この比較的大きな数の対応するコロトコフ音レベルおよびそれに関係した圧迫帯 圧力値をバッファ３９３に記憶することが可能である。圧迫帯１１４の圧力が最 終的に圧迫帯圧力の下限よりも低くなった時（すなわち、第９図の判断ブロック ３１８によって実行された判断結果が“ｙｅｓ”の時）、バッファ３９３は、′ 線形収縮”状態（ｉｖ）期間中に発生される各々のおよび全体の心周期（すなわ ち、心臓の鼓動）におけるピークコロトコフ音レベルおよび対応する圧迫帯圧力 値を内容として含む。

この実施例におけるシステム１００は、このシステム１００が″急速収縮”状態 （Ｖ）になった後の圧迫帯収縮期間中に発生される各心周期における全体にわた るピークコロトコフ音レベルおよび対応する圧迫帯圧力をブロック３２６および ３２７で解析する。第１５図は、第９図に示したブロック３２６で実行されるス テップのフローチャートである。

圧迫帯収縮期間中に発生されるコロトコフ音の付勢状態は単一の極大値を表すこ とが、多くの患者のに一音包絡線の研究を通して分っている。この最大付勢状態 は大部分の対雫者においては４から５の心周期期間持続されるものであり、この 最大は勢状態明間中では、対象者から発生されるコロトコゝ　フ音の大きさくζ なりら、ラウドネス）は、この期間の前後に発生されるコロトコフ音の大きさく ラウドネス）よりも実質的に大きい、、ＩＩ￥には、“アップストリームパウン ディング″として知られている現雫が比較的高振幅の音を発生させる。

これらの音は、圧迫帯収縮が開始された直後のコロトコフ音のように見えるが、 これはコロトコフ音ではない。これらの音の振幅は、一般に、最大コロトコフ音 付勢状態期間中のコロトコフ音の振幅はど大きなものではなく、通常、発生期間 は４心周期よりも短い。システム１００は、レジスタファイル３９５を走査して 、最大絶対値振幅を有する５つの連続するピークコロトコフ音レベルを見つける （ブロック４０２）。これらの５つのレベルの平均が計算され（ブロック４０４ 　）　、そして、この平均値は、Ｋ−音増幅器１７４の利得を動的に調節するべ きかどうかの決定に使用されるために記憶される（ブロック４０６　）　。

次に、全体の心周期の間に測定された全てのに一音レベルの平均値が計算される （ブロック（４０８，）。理解されるように、ノイズおよびアーチファクトの少 なくとも一方だけがいくつかの心周期期間中に（例えば、圧迫帯１１４の圧力が 対象者の心臓収縮期の血圧よりも大きくなった時、あるいは、いわゆる“聴診ギ ャップが生じた時）検出されよう。他の心周期期間中における絶対値回路１７８ の出力でのレベルは、周囲のノイズおよびアーチファクトの少な（とも一方の成 分と一緒に、不十分な］ロトコフ音によりもたらされる成分を含むｙＡ合がある 。ブロック４０８は、平均値ＡＫＳＮを得るために、圧迫帯サイクルの全ての心 周期の間でＩｌｌ定されたピークコロトコフ音レベルを平均化する。

そして、平均ノイズレベル（ＡＮＯＩＳＥ）は、ブロック４０８で計算されたに 論告包絡線の平均値ＡＫＳＮより低い全ての測定されたに一音レベルを平均化す ることによって計算される〈ブロック４１０）。Ｋしきい値は、ＡＫＳＮとＡＮ ＯＩＳＥとの平均を取り、この平均値をＡＮＯＩＳＥに加えることによって計算 さる（４１２）。Ｋしきい値は、心臓収縮および心臓弛緩期間中に発生されるに 一音に対応するに一音レベルを見つけるために使用され、これにより、対象者の 心臓収縮および心臓弛緩期の血圧を探知することができる。

レジスタファイル３９５は、ブロック４０２で決定されるに一音レベルの最初か らに論告付勢状態の中心まで、２方向で走査される（ブロック４１４）。最大に 論告付勢状態の中心よりも前の心周期のうちで、発生されたに一音レベルがＫし きい値よりも小さくなる最後の心周期の記憶位置を見つけるために、Ｋ−音付勢 状態の前に発生された心周期期間中に測定されたビークに一音レベルを記憶して いるレジスタファイル３９５の記憶場所は、ブロック４１２で計算された動的し きい値レベルにしきい値と比較される（ブロック４１４）。同様に、最大に論告 付勢状態の中心よりも後の心周期のうちで、発生されたに一音レベルがＫしきい 値よりも小さくなる心周期の記憶位置を見つけるために、最大に一音の付勢状態 の中心の心周期の後に発生される心周期に対応したレジスタファイル３９５の記 憶場所が見つけられる（ブロック４１６）。最大に論告付勢状態の期間に先だっ て発生される心周期のうちで、発生されたに一音のレベルがＫしきい値よりも小 さくなる最後の心周期ｍ間中に測定された圧迫帯１１４の圧力は、対蒙者の心臓 収縮期の血圧として扱われる。最大に論告付勢状態の期間後に発生される心周期 のうち、発生されたに一音レベルがＫしきい値よりも小さくなる最初の心周期期 間中に測定された圧迫帯１１４の圧力は、患者の心臓弛緩期の血圧として取扱わ れる。

ブロック４１４および４１６で得られた圧力値は、圧迫帯サイクルが解析されて いる間に、対象者の心臓収縮および心臓弛緩期の血圧としてセーブされ（ブロッ ク４１８　）　、そしてＲＡＭ１３２　（図示されてないパーマネントレジスタ ）に心拍数、時間およびサンプル数（第９図のブロック３２７）と−緒に記憶さ れる。これらの値もまた表示器１４０に表示される（ブロック３２８）。

第１６図は、第１５図に示したブロック４０２および４０４の詳細なフローチャ ートである。第１５図では、ブロック４０２と４０４は別個のもの、すなわち連 続して実行されるステップとして示されていたが、ブロック４０４で決定される ５つの最大に論告絶対値の平均は、５つの最大に論告絶対値が見つけられたこと を決定するために、ブロック４０２によって使用される。したがって、ブロック ４０２および４０４は、この実施例では、１つに統合化されたルーチン４２０で 一緒に実行される。

ルーチン４２０の曙能は、どの５つの連続するレベルが最大平均レベルかを決定 するために、レジスタファイル３９５に記憶されている５つの連続するビークに 論告レベル毎の平均を計算することと、この技術を用いることによって、圧迫帯 サイクル期間中に発生する最大コロトコフ音付勢状態の中心における心周期を決 定することである。レジスタＡＭＳＩＧ（平均最大信号）は一時記憶場所として 使用されるもので、５つの連続するに一音までに発見された任意の与えられた時 間における最大に一音レベルを内容として含む。ＡＭＳＩＧは最初にクリアされ る（ブロック４２２）。Ｘレジスタは、線形収む。この数は記憶場所ＩＣＹＬＮ Ｏにセーブされ、そしてＸレジスタはクリアされる（ブロック４２４）。Ｘレジ スタ３９９の内容は、増分され（ブロック４２Ｂ　）　、ループカウンタにと加 算レジスタＡＰＫＳＩＧの内容はクリアされる（ブロック４２８）。そして、ル ープ４３０は、レジスタＡＰＫＳＩＧ内の心周期Ｘ、Ｘ＋１、Ｘ＋２、Ｘ＋３お よびＸ＋４におけるビークに一音レベルを加算するために５回実行される。ルー プカウンタＫが５に等しくなると（判断ブロック４３４　）　、５つのに一音ビ ーク値の平均ＡＶＧＰＫＳは、ＡＰＫＳＩＧの和（ブロック４３２で計算される ）を５で割ることによって計算され、ＸからＸ＋４までの心周期に対する平均ビ ークコロ１−コフ音が得られるくブロック４３６゜もし値ＡＶＧＰＫＳ≦ＡＭＳ ＩＧであれば、ＡＶＧＰＫＳは最初に発生される５つの心周期の平均ピークコロ トコフ音レベルよりも小さくなるので（判断ブロック４３８　）　、制御状態は 判断ブロック４４２に送られる。しかしながら、もし、ＡＶＧＰＫＳ＞へＭＳＩ Ｇであれば、この値ＡＶＧＰＫＳは、５つの連続する心円期までに発見されたＲ 高の平均ピークに論告レベルに対３し、レジスタＡＭＳＩＧの内容はＡＶＧＰＫ Ｓに置換えられる（ブロック４４０）。別のレジスタＶＡＮ（平均ビート数）に は、値Ｘ＋２が記憶される（ブロック４４０）。このようにして、レジスタＭＢ Ｎは、最高の平均ピークに論告レベルを得るために、判断ブロック４３８で発見 された５つの心円期の１つの中心の番号を内容として含む。

ブロック４２６から４４２のステップは、５個の心円期の全ての連続する組が検 査されたこと（すなわち、調査された５個の心円明相のＸ＋４番目、つまり５番 目の心円期が心円期ＩＣＹＬＯＮの数に等しくなる）を判断ブロック４４２が判 断するまで、繰返し実行される。したがって、ブロック４２６−４４２から成る ループは、最初に心円期１から５を検査し、次に心円期２から６を検査し、次に 心円期３から７を検査し、そして最後に心円期ｎ−４から「１（ここで、ｎは最 後の心円がルーチン４２０によって処理され終わった時、レジスタＭＢＮは、最 大に論告付勢状態の中心における心円期を内容として含み、レジスタＡＭＳ　ｒ Ｇは、はぼ心円期ＭＳＮに集中された５つの連続する心円期の組の平均ピークに 論告レベルを内容として含む。

第１７図は、第１５図に示したブロック４０８の詳細なフローチャートである。

ブロック４０８は、全体のに論告包絡線の平均系幅を計算し、この平均値をレジ スタＡＫＳＮに記憶する。加算レジスタ５ＫＳＮはクリアされ、レジスタ３９９ ら同様にクリアされる（ブロック４４４）。レジスタファイル３９５内に含まれ る全てのピークに論告レベルは、合計でレジスタ５ＫＳＮとなる。ブロック４４ ６および４４８によって形成されるル−プは、レジスタファイル３９５を更Σ斤 して、（直ＰＫＳ（１）からＰＫＳ　（ｎ）までを１回につき１つ読出し、この 読出した値をレジスタ５ＫＳＮの内容に加算する。レジスタファイル３９５の最 後の入力であるＰＫＳ　（ｎ＞が読出されて、レジスタ５ＫＳＮに加えられると く判断ブロック４４８によって検査される）、加算レジスタ５ＫＳＮの内容はレ ジスタファイル３９５に記憶された全ての値の和になる。レジスタファイル３９ ５に記憶されたピークに論告レベルの平均値ＡＫＳＮは、５ＫＳＮの和を心円期 数１ｃＹＬＮＯで割ることによって得られる（ブロック４５０）。この値ＡＫＳ Ｎは、測定が実行された圧迫帯サイクルの全体の心円期における平均ビークに論 告レベルである。

ＡＫＳＮを得るために平均化されたいくつかの値は、実際のに論告レベルに対応 するものではない。これは、この実施例では、Ｋ−音に実際に対応する値かどう かに係わらず、“線形収縮”状態（ｉｖ）期間中に発生したどの心円期において もレジスタファイル３９５にその値を記憶するからである（したがって、いくつ かの値は、圧迫帯圧力が対象者の心臓収縮期の血圧よりも低くなる前、または患 者の心臓弛緩用の血圧よりも低くなった後のノイズおよびアーチファクトの少な くとも一方だけを示している）。Ｋ−音包絡線がほとんどノイズおよびアーチフ ァクト成分を伴わない場合においてさえも、これらの値は、ＡＫＳＮの値を僅か に下側に重み付けするために平均化される。

第１８図は、第１５図に示した“平均ノイズレベルの３１算”ブロック４１０に よって実行されるステップの詳細なフローチャートである。ブロック４１０は、 最後の圧迫帯サイクル期間中に受信された平均ノイズレベルＡＮＯＩｓＥを計算 する。

これは、ブロック４０８で計算された平均に論告しベルＡＫＳＮを越えない全て の測定されたピークコロトコフ音レベルがノイズおよびアーチファクトの少なく とも一方に由来していると云う想定のもとで、全てのこのようなレベルを平均化 することによって行われる。最初に、Ｘレジスタ３９９がクリアされ、同様に、 加算レジスタ５ＮＯＴＳＥおよびカウンタレジスタＮＯＬがクリアされる（ブロ ック４５２）。Ｘレジスタ３９９の内容は増分され（ブロック４５４　）　、判 断ブロック４５６は、Ｘレジスタに含まれている値に対応する心円期期間中に測 定されたピークコロトコフ音レベルをレジスタファイル３９５から読出して、こ のピークコロトコフ音レベルとブロック４０８で計算された平均に論告しベル値 ＡＫＳＮとを比較する。もし、ＰＫＳ　（Ｘ）≧ＡＫＳＮであれば、システム１ ００は、そのレベルがコロトコフ音を示し、全くノイズを含んでないと想定する 。また、もしＰＫＳ　（Ｘ）＜ＡＫＳＮであれば、システム１００は、このピー クコロトコフ音レベルがノイズおよびまたはアーチファクトにほとんど依存して いると判定し、このレベルを加算レジスタ５ＮＯＩＳＥの内容に加算する（ブロ ック４５８）。さらにこのブロック４５８は、カウンタＮＯＬの内容を増分する 。そして、Ｘレジスタ３９９の内容は、最後の圧迫帯サイクル（Ｉ　ＣＹＬＮＯ ）期間中に測定された心円期の数と比較され、最後のピークコロトコフ音レベル ＰＫＳ　（ｎ＞がすでに読出されて、判断ブロック４５６で調べられたかどうか を決定する（ブロック４６０　）　、もし、いくつかの測定されたピークコロト コフ音レベルがまだ調べられてない場合には、制御状態はブロック４５４に戻り 、これらの残っている値が読出されて調べられる。また他の場合には、加算レジ スタＳＮ○ＩＳＥ　（これは、平均ピークコロトコフ音レベルＡＫＳＮを越えて いない全てのピークコロトコフ音レベルの和を含んでいる）の内容をこのような 加算された値の数ＮＯＬの数で割ることによって、平均ノイズレベルＡＮ０１８ Ｅが計算される（ブロック４６２）。この結果得られる平均ノイズレベル値ＡＮ ＯＩＳＥは、ブロック４１２で計算された値にしきい値のための下限値として用 いられる。

このようにして、ブロック４０８は、圧迫帯サイクル期間中に発生する全ての心 円期の間で測定されたに論告レベルの平均値（ＡＫＳＮ）を計算する。ブロック ４１０は、ブロック４０８で計算された平均ピークコロトコフ音レベルを越えて いない測定された全てのピークコロトコフ音レベルを平均化することによって、 全体のに論告包絡線の平均ノイズレベルＡＮＯＩＳＥを計算する。ブロック４１ ２は、次のような等式に従って、Ｋしきい値を計算する。

にしきい値 ゝ　−（ＡＫＳＮ−ＡＮＯＩＳＥ＞／２＋ＡＮＯＩＳＥこのように計算されたＫ しきい値は、平均に論告包絡線しベルＡＫＳＮと平均ノイズレベルＡＮＯＩ　Ｓ Ｅとの中間に位置し、システム５０の通常の動作状態の下では、一般にに論告包 格線振幅のほぼ２５％である。

Ｋしきい値は、解析されるべき圧迫帯サイクル期間の測定の平均に論告レベルと 平均ノイズレベルとから計算されるので、このＫしきい値は、特定の対象者に取 付けられている圧迫帯１１４のみならず、解析される特定の圧迫帯サイクルにも 標準が合せられる。対や者から？％られたコロトコフ音包絡線は、ある圧迫帯サ イクルから次の圧迫帯サイクルで、あるいは種々の原因によって単一の圧迫帯サ クル期間内でさえ変化する場合がある。ある対象者によって生成されたコロトコ フ音包絡線は、充分に理解されてない生理的な理由により、１圧迫帯サイクル期 間中に時間と共に変化する。時々、対象者が従事している特定の動作（例えば、 階段を駆は上がり、自動車の運転、早歩き等）によって、生理的な変化がもたら されたり、または圧迫帯１１４が付けられている腕の位置の変化によって、圧迫 帯サイクルの間に得られる平均ビークコロトコフ音レベルと同様にノイズおよび アーチファクトレベルが変化される。解析が行われている圧迫帯サイクルにおい て得られたデータからＫしきい値を計算することによって、その圧迫帯サイクル に標準が合せられたさらに正確な結果を生成するとか可能となる。

第１９図は、第１５図に示したブロック４１４および４１６によって実行される ステップの詳細なフローチャートである。

ブロック４１４は、ブロック４１２で計算される直ＫＬきい値を用いて、ビーク に論告付勢状態より前に発生されＫしきい値よりも小さい最後のに一＆レベルを 見つけ出す。この測定されたビークに論告レベルに対応する圧迫帯１１４の記憶 された圧力値は、対象者の心臓収縮期の血圧として扱われる。ブロック４１６は 、最大に論告付勢状態の後に最初に測定されるビークに論告が値に−ＴＨＲＥＳ ＨＯＬＤよりも小さいかどうかを決定する。圧迫帯１１４の対応する記憶された 圧力は、患者の心臓弛緩期の血圧として扱われる。

ブロック４０２で計算された値ＭＳＮ（最大ビート数）は、Ｘレジスタ３９９に 記憶され、この結果、このＸレジスタは、最大コロトコフ音付勢状態の中心にお ける心円期のビークコロトコフ音を記憶しているレジスタファイル３９５の記憶 場所を指示する（ブロック４６４）。Ｘレジスタ３９９の内容は、減分され（ブ ロック４６６　）　、その値が１に等しいかどうかを決定するため（最初の心円 期のピークコロトコフ音を記憶しているレジスタファイル３９５の記憶場所を指 示しているかどうかを見るため）に調べられる（１’ｔｉ断ブロツク４６８）。

もしＸ＞１であれば、Ｘレジスタが示しているビークコロトコフ音レベルＰＫＳ 　（Ｘ）がブロック４１２で計算されたＫしきい値と比較される（判断ブロック ４７０）。もしＰＫＳ　（Ｘ）≧にしきい値であれば、心円期Ｘは、対象者の心 臓収縮期の血圧が測定された期間の心円期であると見なされず、υ１１１１がブ ロック４６６に戻されて、再び最初の心円期に至るまでのコロトコフａが調べら れる。

ＰＫＳ　（Ｘ）＜ＫＬきい値の場合には、この心円期Ｘは、心臓収縮期の血圧に 対応する心円期であると試験的に判断される。しかしながら、時々、ゼロまたは １つの微弱なに論告が心臓収縮期の血圧に対応していない心円期期間中に発生さ 机、これらの１または２の心円期の前および後の両方で測定されたに論告レベル はＫしきい値よりも大きくなる場合がある。システム１００は、１つ前の心円期 もＫしきい値より小さいかどうかを判断（ブロック４７４）することによって、 ブロック４７０により心臓収縮期に対応づると試験的に判断された心円期が“ド ロップアウト”または“聴診ギャップでないことを確める。

時折、′聴診ギヤツブ（すなわち、１以上の“誤った“Ｋ−音）が発生する。こ れは、対象者の心臓収縮およびまたは心臓弛緩期の血圧に対応する記憶された圧 迫帯圧力値の選択に誤りをもたらすものである。例えば、圧迫帯１１４内の圧力 が対象者の心臓収縮期の血圧に等しい圧力に落ちたちょうどその時（または直後 ）に、充分な圧力が圧迫帯１１４の外壁に影響されるとく例えば、対栄者の、隣 の筋肉の収縮や、対象者の腕がテーブル上にとどめられていることによって）、 圧迫帯内の圧力は一時的に対象者の心臓収縮期の血圧より大きくなる。システム １００は、通常の線形圧迫帯収縮から得られるに論告を表している比較的大きな 振幅のいくつかのに論告レベルを検出することが可能であり、そして、圧迫帯１ １４内の圧力が異常に高められて腕の動脈がもう１度締められた時、かなり低い ″に論告”レベルを検出する（すなわち、′聴診ギャップ”を検出する）。実際 のに論告に由来する測定されたビークに論告レベル内のこのギャップは、最後の ビークに論告レベルがＫしきい値より低いかどうかを判断するためのブロック４ ８６で間違えられる場合がある。

この実施例においては、“聴診ギャップ“が原因で間違った圧迫帯圧力が対象者 の心臓収縮／弛緩期の血圧に対応したものとして選択される可能性を減少させる ために、“検査”が２度実行される。ブロック４７４は、先行する１または２の 心円期（すなわち、心円期Ｘ−１，Ｘ−２）から測定されたビークに−ｆｆｌレ ベルもＫしきい値よりも小さいことを確めることによって、短い期間発生するギ ャップを心臓収縮と間違えないことを確実にする。異常に高い圧迫帯圧力を原因 とする長い期間の聴診ギャップを心臓収縮期のものと間違えることを防ぐために 、ブロック４１６は、心円期Ｘの間に予め測定された圧迫帯１１４の圧力が予期 した値（収縮速度に基づくエラー許容範囲内）であることを確める。この予期し た圧力は、心円期（タイム）の機能として最初に説明したソフトウェアモデルか ら決定される。もしブロック４７６が記憶された圧力ＰＲＥが予期した値に近い エラー範囲の外であると判断した場合にはくすなわち、圧迫帯圧力は″線形トラ ック”上にない）、聴診ギャップが心円期Ｘ期間中に発生したと見なされ、より 早い心円期が検査される（ブロック４６６）。

したがって、記憶された圧力ＰＲＥが予期した値あるいはその近くの値であり、 しかもＰＫＳ　（Ｘ−１）＜ＫＬきい値、ＰＫＳ（Ｘ＞’＜ＫＬきい値である場 合に、システム１００（よ、Ｘが心臓収縮に対応すると判断して、この心円期に 対応する圧迫帯圧力値ＰＲＥ（Ｘ＞をレジスタファイル３９７から読出し、この 続出した圧迫帯圧力値をホールディングレジスタＳＹＳ’Ｔ−に記憶する（ブロ ック４１８）。まに、もしＰＫＳ（Ｘ−１）≧にしきい値の場合には、システム １００は、判断ブロック４７０から取出された心円期゛Ｘが心臓収縮に対応しな いと判断し、制御状態がブロック４６６に戻されて、より前の心円期が検査され る。また、判断ブロック４７４はＰＫｓ　（Ｘ−２＞＜Ｋｌ、きい値かどうかを も検査することが好ましい。このようにして、心円期Ｘの直前の少なくとも２心 周期において発生されるビークに論告レベルがそれぞれＫしきい値よりも低いこ とが確められる（ｌ！！診ギャップまたはドロップアウトが２心円期よりも長い 期間持続することは非常に高い比率である）。

もし判断ブロック４６８がＸ−１であると判断した場合には、測定された最初の 心円期に対応する圧迫帯圧力ＰＲＥ（１）は、対少者の心臓収縮期の血圧として 扱われる。しかしながら、もしシステム１００の他のパラメタ（例えば、圧迫帯 １１４の膨張圧力）が正確に設定されていれば、この最初の心円期は心臓収縮に 対応するものでない。したがって、この最初の心円期は、単に不履行な値である 。ブロック４７８が最終的に実行された時、心臓収縮期の血圧５ＹＳＴは、発生 されたビークに論告レベルがＫしきい値よりも小さい最大に論告付勢状態にＬＬ 二二元発生れる最後の心１．！１期期間中に；！ＩＩＩ定された圧迫帯圧力とし て扱われる。

この心臓収縮期の血圧値は必要なものでなく、典型的には、圧迫帯サイクル期間 中に発生れる最初のに論告が検出された時、圧迫帯１１４内の圧力に対応しない 。第２０図および２１図を４照して説明するように、この発明による心臓収縮決 定の技術は、発生された最初のに論告を実時間で検出しようとする従来の方法よ りもさらに正確であり、誤りがない。

ブロック４８０−４９０は、第１５図に示したブロック４１Ｇのステップを実行 する。ブロック４８０−４９０で実行されるステップは、ブロック４６４−４９ ０で実行されるステップにたいへん類似しているが、ブロック４８０−４９０は 、Ｋ−音付勢状態の中心より後に発生される心円期に対応する値のためにレジス タファイル３９５を走査する。値ＭＢＮはＸレジスタ３９９に記憶され〈ブロッ ク４８０〉、そしてレジスタファイル３９５が終りになるかくブロック４８４で 検査される）、レジスタファイルに記憶された値のなかでＫしきい値よりも低い 値が発見される（ブロック４８Ｇ）まで増分される（ブロック４８２）。

判断ブロック４８６は、発生されたビークコロトコフ音レベルがＫしきい値より も小さいに論告付勢状態の後に発生される最初の心円期が心臓弛緩に対応すると 試験的に判断するが、そ′の後、１または２の心円期において発生されるビーク に論告レベルがＫしきい値よりも小さく（判断ブロック４８８）、圧迫帯圧力が 線形トラック上にあること（判断ブロック４８９）を確めることによって、低い ビークに論告レベルが聴診ギヤツブまたはドロップアウトに基づくものでないこ とが確められる。もしＰＫＳ　（Ｘ）＜ＫＬきい値、ＰＫＳ　（Ｘ＋１　）＜Ｋ しきい値である場合（この実施例では、ざらにＰＫＳ　（Ｘ＋２）＜ＫＬきい値 である）に、心円期Ｘは、心臓弛緩に対応すると想定され、心円期Ｘにおいて記 憶された圧迫帯圧力値（ＰＲＥ　（Ｘ＞）がレジスタファイル３９７から得られ 、ホールディングレジスタＤＴＡに記憶される（ブロック４９０）。また他の場 合には、より後の心円期がブロック４８２−４８８によって検査される。これは 、これらの後続する周期において適切な状態となっているかどうかを調べるｌζ めである。

ブロック４１６が実行された後、ホールディングレジスタ５ＹＳＴは対象者の心 臓収縮期の血圧を内容として含み、ホールディングレジスタＤｒＡは、対少者の 心臓弛緩用の血圧を内容として含む。これらの値は、ＲＡＭ１３２の保護された 領域にディジタル形式で記憶され（心拍数、時刻、サンプル数と一緒に）、その 後、前に説明したような出力コネクタ１６０を介して記憶、解析または印字用の 外部周辺装置にダウンロードされる（ブロック４１８）。さらに、これらの値は 、第９図に示したブロック３２８によって、液晶表示装置１４０に表示される。

またこの時、Ｋ−音増幅器１７４の利得を、ブロック４０６によってセーブされ た値ＡＭＳＩＧ１．：基づいて、プロセサ１０２によって調節することができる 。

第２０図および２１図は、システム１００の原型によって測定された実際の対象 者の２つの異なった実際の圧迫帯サイクルの測定から得られたデータのプロット である。これらのプロットの各々の横座標は心円期に対応しくしたがって、間接 的に時間対応している）、各プロットの縦座標は測定されたに論告信号レベル〈 ポルト表示）に対応している。示されている隣接した垂直バーは、各心円期にお いて測定されたビークに論告レベルである（この実施例では、各心円期において ビークに論告レベルだけを測定しているので、各周期につき単一の音振幅レベル が得られ、記憶されることが思出されよう）。各プロットの左側上部から右側下 部に引き下ろされた点線は、圧迫帯１１４の実際の圧力である。

第２０図には、さらに心円期数に対する瞬時の背景ノイズのプロットが示されて いる（図の底部におけるのこぎり状の実線）。第２０図にプロットされた測定は 、まったく“クリーン”なものではなかった。これは、バルブノイズ（空気バル ブ１２０の開閉によって生じるノイズ〉によって、システム１００がコロトコフ 音に対応するものとして記録している線形収縮状態の最初と最後において多くの ピークコロトコフ音レベルが発生されるためである。第２０図において、′本当 のに論告”と記された領域だけが実際のに論告によって生成されたビークに論告 レベルを表している。

第２０図および２１図は、両方とも第１４図乃至第１９図で説明したパラメタＭ ＢＮ、ＡＭＳ　ＩＧＳＡＫＳＮ、ＫＬきい値およびＡＮＯＩＳＥを示している。

第２０図に示された測定において、コロトコフ音付勢状態の中心は、心円期数３ ２（すなわち、ＭＢＮ＝３２）に決定され、心円期３２のまわりに集中する５　 ＱＵの心円期〈すなわち、心円期３０から、　３５〉に対応する平均ビークに論 告レベルはほぼ１．９ボルトとわかった（ＡＭＳＩＧと記された水平ライン参照 ）。Ｋ−音色絡線の平均ＡＫＳＮ　（ブロック４０８によって計算される）は、 １．０ボルトより僅かに低い値であり、平均ノイズレベルＡＮＯＩＳＥは約０． ３ボルトであると分った。値にしきい値はブロック４１２で計算され、その値は ほぼ０．６５ボルトとなった。ブロック４１４は、心臓収縮に対応するものとし て心周期数２８を取出しくこのプロットに示されている垂直鎖Ｉ！ｉＩＢ　ｓｙ ｓがこのことを示している）、ブロック４１６は、心臓弛緩に対応するものとし て心周期数５１を決定する（これは、このプロットにおいて１３６ｉａと記され た垂直鎖線で示されている）、システム１００は、対象者の心臓収縮および心臓 弛緩用の血圧をそれぞれｌＯ３ｍｍＨｇおよび４８ｍｍＨ９に決定した。これら の直は、対象者の心臓収縮および弛緩用の実際の血圧に非常に近いものと信じら れる（インベイシブな測定を通して得られるものとするならば）。

第２０図には、さらに垂直鎖線Ａ　ｓｙｓおよび、Ｑ、ｄｉａが示されており、 これらは、心臓収縮および心臓弛緩に対応するものとして、実時間解析アルゴリ ズム〈同じデータの処理を行なう）によって決定された心円期を記すものである 。測定期間中に発生された比較的大きな値のバルブノイズが原因で、従来の技術 である実時間解析アルゴリズムは、心臓収縮および心臓弛緩に対応するに論告レ ベルとして、バルブノイズに起因するピーク“Ｋ−音”し・ベルを−、混、同” 、して選択した。

１ノたがって、この実時間アルゴリズムは、対中者の心臓収縮期の血圧を１２３ ｍｍＨｇに決定しく実際の値よりもほぼ２０％高い）、対客者の心臓弛緩用の血 圧を３０ｍｍ１−１（実際の心臓弛ぺ期の血圧よりもかなり低い）に決定した。

第２０図に示したプロットは、この発明によるエンドサイクル解析を用いること によって、測定期間中に覗われる実際のに論告に含まれる周波数成分と同じ周波 数成分を含むかなり多くのノイズがある場合でさえも心臓収縮および心臓弛緩用 の血圧を決定できることを明確に実演したものである。

第２１図は、この発明によるシステム１００の原型によって実行された別の測定 サイクルの結果を示すプロットである。

システム゛１００は、この測定期間中の心臓収縮および弛緩用の血圧をそれぞれ １０’７　ｍ　ｍ　Ｈｇ、および６２ｍｍＨＩＣ決定した（この図のｍ　Ｂ　ｓ ｙｓおよびＢｄｉａ参照）。これと同じデータを処理した実時間に論告解−析ル ーチンは、心臓収縮および心臓弛緩用に発生されるに論告とノイズを間違え、対 象者の血圧値を１２０／４６に誤って決定した。対象者の血圧を、圧迫帯、水銀 圧力計およびｌ！！診器を使用して手動で検査すると、１０９／６０であった。

この発明によるエンド解析技術は、非常に正−確であり（実際の心臓収縮および 弛緩用の血圧に対して０．９５から０．９８の正確度を有している）、従来の実 時間解析技術よりもはるかにすぐれていることが理解できる。

以上典型的な実施例を１つだけ説明したが、この発明の新規性および特徴の範囲 内で、当業者には多くの変形および改良が考えられよう。さらに、この発明、は これまで説明した特定の構成装置に制限された手段だけでなく、ディジタル論理 素子、アナログ信号処理装置、個′別的なトランジスタ素子等を使用した他の種 々の方式で実施するこ、乏、がで、きる。したがって、このような全ての変形お よび改良は、請求の範囲の技術的範囲内に含まれる。

晴 Ｆ／に、１０ Ｆ　／　Ｇ、　／／ （にも狡肛つ Ｆ　／　Ｇ、　／４（Ｃ） ＦＩＧ、／θ に−雀イ＄５　（寸ｒ、”１シト） 手続補正書（力六） ・　？ 昭和６２年　３月含日

Claims (35)

【特許請求の範囲】
1. （１）（イ）ランダムな値を生成する過程と、（ロ）前記ランダムな値を時間長 に変換する過程と、（ハ）前記時間長の時間を測定する過程と、（ニ）前記（ハ ）の過程で測定された時間の経過したとき対象者の１以上の心臓血管パラメータ を測定し、蓄積する過程と、 （ホ）前記（イ）の生成過程と、前記（ロ）の変換過程と、前記（ハ）の時間測 定過程と、前記（ニ）測定蓄積過程とを反復して前記パラメータの一連の測定結 果を得る各過程を有することを特徴とする対象者の心臓血管パラメータを自動的 に測定する方法。
2. （２）前記（イ）の生成過程後、前記（ロ）の変換過程の前に、 前記（イ）の過程によつて生成されたランダムな値が予め定められた範囲内に入 るか否かを決定し、ランダムな値が予め定められた範囲内にないときには前記（ イ）のランダムな値を生成する過程とランダムな値が予め定められた範囲内に入 るか否かを決定する過程とを反復し、前記（ロ）の変換過程は、ランダムな値が 予め定められた範囲内に入るか否かを決定する過程によつて決定されたランダム な値だけを時間長に変換する請求の範囲第１項記載の方法。
3. （３）前記予め定められた範囲をプログラムする予備段階を有する請求の範囲第 ２項記載の方法。
4. （４）前記（ニ）の測定蓄積過程は、 前記対象者の心臓収縮圧力より過剰の圧力まで対象者に設置されている圧迫帯を 膨脹させ、 この圧迫帯の圧力を連続的に感知し、 前記圧迫帯の収縮を制御し、 この収縮過程中前記対象者によつて発生されるコロトコフ音を感知し、 前記感知した音および圧力を示す信号をアナログ形態でアナログ直列蓄積装置に 蓄積し、 前記圧迫帯圧力感知過程により感知された前記圧力および前記コロトコフ音感知 過程により感知された前記音に対応して前記対象者の心臓血管パラメータを表わ すデジタル信号を生成し、 前記心臓血管パラメータを表わすデジタル信号をデジタル形態で固体記憶装置中 に蓄積する請求の範囲第１項記載の方法。
5. （５）（イ）対象者の心臓収縮血圧の予め定められた過剰圧力に対して前記対象 者に設置された圧迫帯を膨脹させる過程と、 （ロ）前記圧迫帯内の圧力に比例する第１のアナログ信号レベルを連続的に生成 する過程と、 （ハ）前記圧迫帯を制御して収縮させる過程と、（ニ）前記（ハ）の収縮させる 過程中に前記対象者によつて生成されたコロトコフ音の大きさに比例する第２の アナログ信号レベルを生成する過程と、 （ホ）前記第１および第２のアナログ信号レベルをアナログ直列蓄積装置に蓄積 する過程と、 （へ）前記第１および第２のアナログ信号レベルに対応して前記対象者の血圧を 示すデジタル値を生成する過程と、（ト）前記血圧を示すデジタル値を固体記憶 装置中に蓄積する過程との各過程を有することを特徴とする対象者の血圧を自動 的に測定する方法。
6. （６）前記（へ）の前記対象者の血圧を示すデジタル値を生成する過程において 、 前記第２の信号に応答する対象者の心臓収縮および弛緩時における前記第１の信 号のレベルを決定し、対象者の心臓収縮および弛緩血圧として心臓収縮および弛 緩のそれぞれの決定された時間における前記第１の信号のレベルに対応するデジ タル値を生成し、 前記対象者の心拍速度に対応するデジタル値を生成し、前記（卜）の血圧を示す デジタル値を固体記憶装置中に蓄積する過程において、 前記デジタル血圧値およびデジタル心拍速度値をランダムアクセス半導体記憶装 置中に蓄積する請求の範囲第５項記載の方法。
7. （７）前記固体記憶装置中に蓄積された前記信号を周辺装置に選択的に伝送する 過程を含む請求の範囲第５項記載の方法。
8. （８）前記（イ）の圧迫帯を膨脹させる過程に続いて前記（ハ）の圧迫帯を収縮 させる過程の前に、予め定められた時間の間前記圧迫帯の圧力を一定に維持する 段階を有する請求の範囲第５項記載の方法。
9. （９）対象者のＥＣＧ（心電図）Ｒ波を検出し、検出されたＲ波の振幅のピーク に対応するウインドウ信号を生成し、前記第２の信号をこのウインドウ信号でゲ ートする請求の範囲第５項記載の方法。
10. （１０）（イ）対象者に設置された圧迫帯を第１の予め定められた圧力に膨脹さ せる過程と、 （ロ）前記圧迫帯内の圧力が前記第１の圧力よりも低い第２の予め定められた圧 力に低下するまで制御された速度で前記圧迫帯を収縮させる過程と、 （ハ）前記（ロ）の圧迫帯を収縮させる過程中前記圧迫帯内の圧力を検出する過 程と、 （ニ）前記（ロ）の収縮させる過程中に前記圧迫帯の収縮結果として前記対象者 によつて生成された音の振幅レベルを検出する過程と、 （ホ）前記（ロ）の収縮させる過程中に検出した圧力および検出した音の振幅レ ベルを表わすレベルを周期的に蓄積する過程と、 （へ）前記（ロ）の収縮させる過程後、前記蓄積された検出された音の振幅レベ ルに応答して前記対象者の心臓収縮および弛緩血圧を示す蓄積された圧力レベル を選択する過程との各過程を有することを特徴とする対象者の血圧を自動的に測 定する方法。
11. （１１）前記（ニ）の音の振幅レベルを検出する過程は、（ａ）対象者の脳によ つて発生されたＲ波を検出し、（ｂ）対象者によつて発生された音の振幅レベル を連続的に測定し、（ｃ）前記（ａ）で検出されたＲ波の隣接する各Ｒ波対の間 で生成される検出された音のピーク振幅レベルを決定する各過程を含み、 前記（ホ）の検出した圧力および検出した音の振幅レベルを表わすレベルを周期 的に蓄積する過程は、前記（Ｃ）の各Ｒ波対の間で生成される検出された音のピ ーク振幅レベルを決定する過程によつて決定された前記検出された音のピーク振 幅レベルのそれぞれを各検出されたピーク振幅レベルと同時に発生する前記（ハ ）の圧迫帯内の圧力を検出する過程で検出された圧力と共に蓄積する過程を含む 請求の範囲第１０項記載の方法。
12. （１２）前記（へ）の選択する過程は、（ａ）前記蓄積された検出された音の振 幅レベルに応答して前記対象者により発生された最大コロトコフ音アクテイビテ イの中心時間を決定し、（ｂ）予め定められたしきい値よりも小さい前記最大コ ロトコツフ音アクテイビテイの中心時間の前の一番遅く測定された蓄積された音 の振幅レベルを決定し、（Ｃ）前記対象者の心臓収縮血圧として前記（ｂ）の段 階で決定された前記蓄積された音の振幅レベルと同時に測定された蓄積された圧 力レベルを選択し、（ｄ）前記予め定められたしきい値よりも小さい前記最大コ ロトコツフ音アクテイビテイの中心時間の後の一番最初に測定された蓄積された 音の振幅レベルを決定し、（ｅ）前記対象者の心臓弛緩血圧として前記（ｄ）の 段階で決定された前記蓄積された音の振幅レベルと同時に測定された蓄積された 圧力レベルを選択する請求の範囲第１０項記載の方法。
13. （１３）前記（ａ）の最大コロトコツフ音アクテイビテイの中心時間を決定する 過程は最高の平均レベルを有する時間的に連続して測定された蓄積された音の振 幅レベルの予め定められた数の発生の時間を決定する段階を含んでいる請求の範 囲第１２項記載の方法。
14. （１４）前記検出する過程（ニ）は、前記圧迫帯の収縮の結果として対象者によ つて発生される音を検出し、この検出された音を予め定められた利得で増幅して 前記音の振幅レベルを示す信号を生成する請求の範囲第１３項記載の方法。
15. （１５）（ａ１）前記蓄積過程（ホ）によつて蓄積された音の振幅レベルの全て の平均値を計算し、 （ａ２）この平均値計算過程（ａ１）で計算された平均値よりも小さい前記蓄積 過程（ホ）によつて蓄積された音の振幅レベルの全ての平均値を計算し、 （ａ３）前記平均値計算過程（ａ１）によつて計算された平均値および前記平均 値計算過程（ａ２）によつて計算された平均値の間の値に前記予め定められたし きい値レベルを設定する段階を含んでいる請求の範囲第１２項記載の方法。
16. （１６）前記しきい値を設定する段階（ａ３）は、前記平均値計算過程（ａ１） によつて計算された平均値および前記平均値計算過程（ａ２）によつて計算され た平均値の和の半分の値にに前記平均値計算過程（ａ２）によつて計算された平 均値が加算された値に前記予め定められたしきい値が設定されている請求の範囲 第１５項記載の方法。
17. （１７）前記決定過程（ｂ）はまた前記予め定められたしきい値レベルよりも小 さい最大コロトコフ音アクテイビテイの中心時間前の最も遅く測定された前記音 の振幅レベルの直前に測定された少なくとも一つの音の振幅レベルもまた前記し きい値よりも小さいか否かを決定し、前記決定過程（ｄ）はまた前記予め定めら れたしきい値レベルよりも小さい最大コロトコツフ音アクテイビテイの中心時間 後の最も早く測定された前記蓄積された音の振幅レベルの直後に測定された少な くとも一つの音の振幅レベルもまた前記しきい値よりも小さいか否かを決定する 請求の範囲第１２項記載の方法。
18. （１８）（イ）対象者上に圧迫帯と、音響変換装置とＥＣＧ電極とを配置し、 （ロ）前記対象者の心臓収縮血圧より大きな圧力まで圧迫帯を膨脹させ、 （ハ）前記圧迫帯内の圧力が対象者の心臓弛緩血圧より低下するまで前記圧迫帯 を制御された割合いで直線的に収縮させ、 （ニ）前記（ハ）の収縮させる過程中に前記音響変換装置によつて検出された音 の振幅を表わす第１の信号を連続的に生成し、 （ホ）前記（ハ）の収縮させる過程中に前記圧迫帯内の圧力を表わす第２の信号 を連続的に生成し、（へ）前記ＥＣＧ電極によつて発生された信号に応答して前 記対象者の各心臓サイクルの開始を検出し、（卜）前記圧迫帯を収縮させる間に 前記過程（へ）によつて検出された各心臓サイクルに対して前記第１の信号のピ ークレベルＰＫＳを検出し、 （チ）前記圧迫帯を収縮させる間に前記過程（へ）によつて検出された各心臓サ イクルに対して、前記過程（卜）によつて検出された前記ピークレベルＰＫＳが 検出されるときに前記第２の信号のレベルＰＲＥを検出し、（リ）前記圧迫帯を しほませる間に前記過程（へ）によつて検出された各心臓サイクルに対して、前 記過程（ト）によつて検出された前記ピークレベルＰＫＳおよび前記過程（チ） によつて検出された前記レベルＰＲＥを蓄積し、（ヌ）前記蓄積されたピークレ ベルＰＫＳに応答して前記第１の信号の最高の平均ピークレベルを発生する連続 した心臓サイクルの予め定められた数を決定し、（ル）前記過程（リ）によつて 蓄積された前記ピークレベルＰＫＳの全ての平均値ＡＫＳＮを計算し、（オ）前 記過程（ル）によつて計算された平均値ＡＫＳＮよりも小さい前記蓄積過程（リ ）によつて蓄積された前記ピークレベルＰＫＳの全ての平均値ＡＮＯＩＳＥを計 算し、（ワ）しきい値レベル：Ｋしきい値＝（ＡＫＳＮ−ＡＮＯＩＳＥ）／２＋ ＡＮＯＩＳＥを計算し、（カ）Ｋしきい値よりも小さい前記決定過程（ヌ）によ つて決定された連続した心臓サイクルの前記予め定められた数の中心のものの前 に発生した最後の心臓サイクルに対して測定された蓄積されたピークレベルＰＫ Ｓを決定し、（ヨ）前記蓄積過程（リ）によつて蓄積された前記レベルＰＲＥを 前記対象者の心臓収縮血圧として前記決定過程（カ）によつて決定された前記最 後の心臓サイクルに対して選択し、（タ）Ｋしきい値よりも小さい前記決定過程 （ヌ）によつて決定された連続した心臓サイクルの前記予め定められた数の中心 のものの後に発生した最初の心臓サイクルに対して測定された蓄積されたピーク レベルＰＫＳを決定し、（レ）前記決定過程（タ）によつて決定された前記最初 の心臓サイクルに対して前記蓄積過程（リ）によつて蓄積されたレベルＰＲＥを 前記対象者の心臓弛緩血圧として選択することを特徴とする対象者の心臓収縮お よび弛緩血圧を自動的に測定する方法。
19. （１９）ランダムな値を生成し、このランダムな値を時間長に変換する手段と、 この時間長を測定する手段と、 前記時間長測定手段によつて測定された時間が経過したとき対象者の心臓血管の １以上のパラメータを測定する手段と、前記測定手段によつて測定された前記パ ラメータを蓄積する手段と、 前記ランダムな値を生成し時間長に変換する手段と、前記時間長測定手段と、前 記パラメーター測定手段と、前記蓄積手段とを順次動作させ、（１）前記ランダ ムな値を生成し時間長に変換する手段にランダムな値を生成させてそのランダム な値を時間長に変換させ、（２）前記時間長測定手段に時間長を測定させ、（３ ）前記測定手段に前記時間長測定手段によつて測定された時間が経過した後前記 心臓血管パラメータを測定させ、（４）前記蓄積手段に前記測定手段によつて測 定された前記パラメータを蓄積させる動作を反復的に行なわせて前記パラメータ の一連の測定結果を得る自動シーケンス手段とを具備していることを特徴とする 対象者の心臓血管パラメータを自動的に測定するシステム。
20. （２０）前記シーケンス手段はまた、前記ランダムな値を生成し時間長に変換す る手段によつて生成されたランダムな値が予め定められた範囲に入るか否かを決 定し、生成されたランダムな値が予め定められた範囲内にない場合に前記ランダ ムな値を生成し時間長に変換する手段に追加のランダム値を生成させるように制 御する請求の範囲第１９項記載のシステム。
21. （２１）前記予め定められた範囲をプログラムする手段を具備している請求の範 囲第２０項記載のシステム。
22. （２２）前記測定手段は、前記対象者に設置された圧迫帯と、前記対象者の心臓 収縮血圧より大きい圧力に前記圧迫帯を選択的に膨脹させる手段と、前記圧迫帯 の圧力を連続的に検出する手段と、前記圧迫帯を制御して収縮させる手段と、前 記対象者によつて生成されたコロトコフ音を検出する手段とを具備し、前記シス テムは、検出した音および圧力を示すアナログ値を蓄積するための直列蓄積手段 と、前記圧力検出手段によつて検出された圧迫帯圧力と音検出手段によつて検出 されたコロトコフ音とに応答して前記対象者の心臓血管パラメータを表わすデジ タル信号を生成する手段と、この心臓血管パラメータを表わすデジタル信号を蓄 積する固体メモリ手段とを具備している請求の範囲第１９項記載のシステム。
23. （２３）対象者の心臓収縮圧力より過剰の予め定められた圧力まで対象者に設置 されている圧迫帯を膨脹させる手段と、前記圧迫帯内の圧力に比例する第１のア ナログ信号レベルを連続的に生成する手段と、 前記圧迫帯を制御して収縮させる手段と、前記対象者によつて発生されるコロト コフ音の大きさに比例する第２のアナログ信号レベルを連続的に生成する手段と 、前記第１および第２のアナログ信号レベルを蓄積するためのアナログ信号直列 蓄積手段と、 前記第１および第２のアナログ信号レベルを受信するように接続されて、前記対 象者の血圧を示すデジタル値を生成する手段と、 血圧を示す前記デジタル値を蓄積する固体記憶手段とを具備していることを特徴 とする対象者の血圧を自動的に測定するシステム。
24. （２４）前記固体記憶手段中に蓄積された前記デジタル値を選択的に外部周辺装 置に送信する手段を備えている請求の範囲第２３項記載のシステム。
25. （２５）前記対象者のＥＣＧ（心電図）Ｒ波を検出する手段と、検出されたＲ波 の振幅のピークに応答するウインドウ信号を生成する手段と、前記検出されたコ ロトコフ音をこのウインドウ信号でゲートする手段とを備えている請求の範囲第 ２３項記載のシステム。
26. （２６）前記第２の信号レベルに応答する対象者の心臓収縮および弛緩時におけ る前記第１の信号のレベルを決定する手段と、対象者の心臓収縮および弛緩時に それぞれ心臓収縮および弛緩血圧として前記決定された第１の信号のレベルに対 応するデジタル値を生成する手段と、前記対象者の心拍速度に対応するデジタル 値を生成する手段とを具備し、前記デジタル心拍速度値も固体記憶装置中に蓄積 される請求の範囲第２３項記載のシステム。
27. （２７）対象者に設置された圧迫帯を第１の予め定められた圧力に膨脹させる手 段と、 前記圧迫帯内の圧力が前記第１の圧力よりも低い第２の予め定められた圧力に低 下するまで制御された速度で前記圧迫帯を収縮させる手段と、 前記圧迫帯内の圧力を検出する手段と、前記圧迫帯の収縮の結果として前記対象 者によつて生成された音の振幅レベルを検出する手段と、前記圧迫帯の収縮中に 前記圧力検出手段によつて検出した圧力および前記音の振幅レベル検出手段によ つて検出した音の振幅レベルを表わすレベルを周期的に蓄積する手段と、前記蓄 積手段中に蓄積された検出された音の振幅レベルに応答して前記対象者の心臓収 縮および弛緩血圧を示す蓄積された圧力レベルを選択する手段とを具備している ことを特徴とする対象者の血圧を自動的に測定するシステム。
28. （２８）対象者の脳によつて発生されたＲ波を検出する手段と、前記Ｒ波検出手 段によつて検出された隣接するＲ波対の間で生成される前記音の振幅レベル検出 手段によつて検出された音のピーク振幅レベルを決定する手段とを具備し、前記 蓄積手段は各検出された音のピーク振幅レベルと同時に発生する前記圧力検出手 段によつて検出された圧力と共に前記決定手段によつて決定された各検出された ピーク振幅レベルを蓄積する請求の範囲第２７項記載のシステム。
29. （２９）前記選択する手段は、（ａ）前記蓄積された検出された音の振幅レベル に応答して前記対象者により発生された最大コロトコフ音アクテイビテイの中心 時間を決定し、（ｂ）予め定められたしきい値よりも小さい最大コロトコツフ音 アクテイビテイの前記決定された中心時間の前の一番遅く測定された蓄積された 音の振幅レベルを決定し、（Ｃ）前記対象者の心臓収縮血圧として時間的に最後 に測定された前記決定された音の振幅レベルと同時に測定された蓄積された圧力 レベルを選択し、（ｄ）前記予め定められたしきい値よりも小さい最大コロトコ ツフ音アクテイビテイの前記決定された中心時間の後の一番最初に測定された蓄 積された音の振幅レベルを決定し、（ｅ）前記対象者の心臓弛緩血圧として時間 的に最初に決定された前記蓄積された音の振幅レベルと同時に測定された蓄積さ れた圧力レベルを選択するデジタル信号処理手段を備えている請求の範囲第２７ 項記載のシステム。
30. （３０）前記処理手段は、前記最大コロトコフ音アクテイビテイの中心時間であ る最高の平均レベルを有する時間的に連続して測定された蓄積された音の振幅レ ベルの予め定められた数の発生の時間を決定する請求の範囲第２９項記載のシス テム。
31. （３１）前記音の振幅検出手段は、前記圧迫帯の収縮の結果として対象者によつ て発生される音を検出する手段と、この音の検出手段によつて検出された音を予 め定められた利得で増幅して前記音の振幅レベルを示す信号を生成する手段とを 具備し、前記処理手段はまた前記決定された最高平均レベルに応答して前記利得 をダイナミツクに調整する請求の範囲第３０項記載のシステム。
32. （３２）前記処理手段は、（ａ１）前記蓄積手段によつて蓄積された前記音の振 幅レベルの全ての平均値を計算し、（ａ２）前記蓄積された音の振幅レベルの全 ての前記計算された平均値よりも小さい前記蓄積手段によつて蓄積された音の振 幅レベルの全ての別の平均値を計算し、（ａ３）前記平均値および前記別の平均 値の間の値に前記予め定められたしきい値を設定する請求の範囲第２９項記載の システム。
33. （３３）前記処理手段は、前記平均値および前記別の平均値の和の半分の値にさ らに別の平均値が加算された値に前記予め定められたしきい値を設定する請求の 範囲第３２項記載のシステム。
34. （３４）前記処理手段はまた、前記予め定められたしきい値レベルよりも小さい 最大コロトコツフ音アクテイビテイの前記決定された中心時間の前の時間的に最 も遅く測定された前記音の振幅レベルの直前に測定された少なくとも一つの音の 振幅レベルもまた前記しきい値レベルよりも小さいか否かを決定し、また前記予 め定められたしきい値レベルよりも小さい最大コロトコツフ音アクテイビテイの 前記決定された中心時間の後の時間的に最も早く測定された前記蓄積された音の 振幅レベルの直後に測定された少なくとも一つの音の振幅レベルもまた前記しき い値よりも小さいか否かを決定する請求の範囲第２９項記載のシステム。
35. （３５）圧迫帯と、コロトホフ音変換装置と、ＥＧＣ電極とを具備している形式 の対象者の心臓収縮および弛緩血圧を自動的に測定するシステムにおいて、 前記対象者の心臓収縮血圧より大きな圧力に対して前記圧迫帯を膨脹させる手段 と、 前記圧迫帯内の圧力が前記対象者の心臓弛緩血圧より低下するまで前記圧迫帯を 制御された割合いで直線的に収縮させる手段と、 前記前記コロトホフ音変換装置によつて検出された音の振幅を表わす第１の信号 を連続的に生成する手段と、前記圧迫帯内の圧力を表わす第２の信号を連続的に 生成する手段と、 前記ＥＣＧ電極によつて発生された信号に応答して前記対象者の各心臓サイクル の開始を検出する手段と、デジタル信号を蓄積する手段と、 デジタル信号処理手段であつて、 （ａ）前記心臓サイクル検出手段によつて検出された各心臓サイクルに対して前 記第１の信号のピークレベルＰＫＳを決定し、 （ｂ）前記ピークレベルＰＫＳが前記心臓サイクル検出手段によつて検出された 各心臓サイクルに対して決定されたときに前記第２の信号のレベルＰＲＥを決定 し、（Ｃ）前記心臓サイクル検出手段によつて検出された各心臓サイクルに対し て前記ピークレベルＰＫＳおよび前記決定されたレベルＰＲＥを前記蓄積手段中 に蓄積し、（ｄ）前記蓄積手段により蓄積された前記ピークレベルＰＫＳに応答 して最高の平均ピークレベルを有する予め定められた数の連続した心臓サイクル を決定し、（ｅ）前記蓄積手段により蓄積された前記ピークレベルＰＫＳの全て の平均値ＡＫＳＮを計算し、（ｆ）前記平均値ＡＫＳＮよりも小さい前記蓄積手 段によつて蓄積された前記ピークレベルＰＫＳの全ての平均値ＡＮＯＩＳＥを計 算し、 （ｇ）しきい値レベル：Ｋしきい値＝（ＡＫＳＮ−ＡＮＯＩＳＥ）／２＋ＡＮＯ ＩＳＥを計算し、（ｈ）Ｋしきい値よりも小さい最高平均ピークレベルを有する ように決定された連続した心臓サイクルの前記予め定められた心臓サイクル数の 中心のものの前に発生した最後の心臓サイクルに対して測定された蓄積されたピ ークレベルＰＫＳを決定し、 （ｉ）前記蓄積手段によつて蓄積された前記レベルＰＲＥを前記対象者の心臓収 縮血圧として前記最後の心臓サイクルに対して選択し、 （ｊ）Ｋしきい値よりも小さい前記最高平均ピークレベルを有するものとして決 定された連流した心臓サイクルの前記予め定められた数の心臓サイクルの中心の ものの後に発生した最初の心臓サイクルに対して測定された蓄積されたピークレ ベルＰＫＳを決定し、 （ｋ）前記蓄積手段によつて蓄積された前記レベルＰＲＥを前記対象者の心臓弛 緩血圧として前記最初の心臓サイクルに対して選択するデジタル信号処理手段と を具備していることを特徴とする対象者の血圧を自動的に測定するシステム。