JP2003180640A - 振動波形を較正することによって拡張期血圧を決定するための自動間接的非侵襲式装置及び方法 - Google Patents
振動波形を較正することによって拡張期血圧を決定するための自動間接的非侵襲式装置及び方法Info
- Publication number
- JP2003180640A JP2003180640A JP2002262194A JP2002262194A JP2003180640A JP 2003180640 A JP2003180640 A JP 2003180640A JP 2002262194 A JP2002262194 A JP 2002262194A JP 2002262194 A JP2002262194 A JP 2002262194A JP 2003180640 A JP2003180640 A JP 2003180640A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pressure
- difference
- value
- blood pressure
- cuff
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
- A61B5/02225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the oscillometric method
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Physiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 血圧の間接的測定方法を提供する。
【解決手段】 本方法では、人体の一部分の周りにカフ
（１２）を配置する。カフ（１２）を予め定めた圧力ま
で膨張させて、血液の流れを閉鎖し、次いでカフ（１
２）を制御した態様で減圧させる。複数の減圧圧力で、
カフ（１２）内で生じる圧力振動を測定して、該振動の
波形を表す一連の測定値を生成する。これらの測定値か
ら通常の態様で収縮期血圧及び平均動脈血圧を導き出
す。一心臓サイクルの間の波形の一部分を解析して、収
縮期血圧及び平均動脈血圧の発生に対応する点を突き止
める。波形の最小点で生じる拡張期血圧を、それらの
点、収縮期血圧及び平均動脈血圧から導き出す。
（１２）を配置する。カフ（１２）を予め定めた圧力ま
で膨張させて、血液の流れを閉鎖し、次いでカフ（１
２）を制御した態様で減圧させる。複数の減圧圧力で、
カフ（１２）内で生じる圧力振動を測定して、該振動の
波形を表す一連の測定値を生成する。これらの測定値か
ら通常の態様で収縮期血圧及び平均動脈血圧を導き出
す。一心臓サイクルの間の波形の一部分を解析して、収
縮期血圧及び平均動脈血圧の発生に対応する点を突き止
める。波形の最小点で生じる拡張期血圧を、それらの
点、収縮期血圧及び平均動脈血圧から導き出す。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は一般的には振動測定
法による血圧決定手法に関するものであり、より具体的
には該手法を用いて心臓拡張期血圧を決定することに関
する。
法による血圧決定手法に関するものであり、より具体的
には該手法を用いて心臓拡張期血圧を決定することに関
する。
【０００２】
【発明の背景】血液によって患者の動脈血管壁に加えら
れる圧力を知ることは、医療に携わる者にとって大いに
に価値のあることである。人の場合、脈管系の圧力が、
診断のため、治療の進展の評価のため、麻酔時の生理学
的状態を知るため等を含めて、様々な理由のために測定
される。例えば、動脈血圧の決定は、心臓病の疑いのあ
る患者の診断において重要な要素である。人の正常な動
脈血圧は８０〜１２０ｍｍＨｇの範囲内にあり、鬱血性
心不全、腎動脈疾患、大動脈縮搾症などの場合に動脈血
圧がこの範囲より高くなる。更に、高血圧の治療をして
いないと、それに伴って発作、冠動脈疾患、動脈瘤の危
険が増すことが知られている。
れる圧力を知ることは、医療に携わる者にとって大いに
に価値のあることである。人の場合、脈管系の圧力が、
診断のため、治療の進展の評価のため、麻酔時の生理学
的状態を知るため等を含めて、様々な理由のために測定
される。例えば、動脈血圧の決定は、心臓病の疑いのあ
る患者の診断において重要な要素である。人の正常な動
脈血圧は８０〜１２０ｍｍＨｇの範囲内にあり、鬱血性
心不全、腎動脈疾患、大動脈縮搾症などの場合に動脈血
圧がこの範囲より高くなる。更に、高血圧の治療をして
いないと、それに伴って発作、冠動脈疾患、動脈瘤の危
険が増すことが知られている。
【０００３】心拍動サイクル中に、動脈血圧は振動す
る。心筋が収縮するとき（収縮期として知られてい
る）、血液は動脈内に押し込まれる。これは動脈血圧を
増大させる。心筋が弛緩するとき（拡張期として知られ
ている）、動脈血圧は低下する。心拍動中の動脈血圧振
動の最大値は収縮期血圧として知られており、また最小
値は拡張期血圧として知られている。平均動脈血圧とし
て知られている値を算出するために、動脈血圧対時間波
形を使用することも出来る。平均動脈血圧（ＭＡＰ）を
算出するには、動脈血圧波形を１サイクルにわたって積
分し、次いでその値を該サイクルの周期で除算する。収
縮期血圧、平均血圧及び拡張期血圧を非侵襲式に推定す
るために、実際には振動測定法及び聴診法の間接的な手
法が使用されている。しかしながら、ある特定の状態で
は、振動測定法により生じる拡張期血圧推定値は不正確
であることが知られているが、収縮期血圧及びＭＡＰの
推定値は良好である。本発明の目的は、容易に得られる
が以前には無視されていた振動測定法による情報を使用
して、拡張期血圧推定値を改善することである。
る。心筋が収縮するとき（収縮期として知られてい
る）、血液は動脈内に押し込まれる。これは動脈血圧を
増大させる。心筋が弛緩するとき（拡張期として知られ
ている）、動脈血圧は低下する。心拍動中の動脈血圧振
動の最大値は収縮期血圧として知られており、また最小
値は拡張期血圧として知られている。平均動脈血圧とし
て知られている値を算出するために、動脈血圧対時間波
形を使用することも出来る。平均動脈血圧（ＭＡＰ）を
算出するには、動脈血圧波形を１サイクルにわたって積
分し、次いでその値を該サイクルの周期で除算する。収
縮期血圧、平均血圧及び拡張期血圧を非侵襲式に推定す
るために、実際には振動測定法及び聴診法の間接的な手
法が使用されている。しかしながら、ある特定の状態で
は、振動測定法により生じる拡張期血圧推定値は不正確
であることが知られているが、収縮期血圧及びＭＡＰの
推定値は良好である。本発明の目的は、容易に得られる
が以前には無視されていた振動測定法による情報を使用
して、拡張期血圧推定値を改善することである。
【０００４】聴診法は動脈血圧を間接的に測定するため
に医療従事者によって通常使用されている。この手法で
は、患者の手足のような部位の周りに締め付け圧力を徐
々に加えていって、その部位の血管を通る血液の流れが
閉鎖されるようにする。この流れの閉鎖は、締め付け圧
力を加えた箇所よりも先端側の箇所にある血管の上に聴
診器を当てて聴診することにより判定される。次いで、
締め付け圧力を徐々に緩めていくと、血管内の流れの開
始を聴診することができ、その時の締め付け圧力がｍｍ
Ｈｇ単位の計器の読みで判る。この圧力は収縮期血圧と
称され、真の動脈内収縮期血圧の推定値とされている。
次いで、圧力を徐々に更に緩めていくと、流れの音が再
び止まり、その時の圧力を再び読み取る。この圧力は拡
張期血圧と称され、真の動脈内拡張期血圧の推定値とさ
れている。従来では、締め付け圧力は、水銀柱圧力計ま
たはｍｍＨｇ単位で較正されるダイアル目盛を持つアネ
ロイド型計器に接続された膨張可能なカフ（血圧計バン
ド）により加えられている。また公知のように、聴診法
による推定値は時々不正確になる可能性があり、聴診法
は非常に技能に左右されて、例えば、読みを行う臨床医
の聴診能力によって変わる可能性がある。更に、聴診法
は、場合によっては、カフの圧力を低下させていくとき
にコロトコフ音が消失しないことがあるので、拡張期血
圧の推定値を決定する際に混乱を招く恐れがある。
に医療従事者によって通常使用されている。この手法で
は、患者の手足のような部位の周りに締め付け圧力を徐
々に加えていって、その部位の血管を通る血液の流れが
閉鎖されるようにする。この流れの閉鎖は、締め付け圧
力を加えた箇所よりも先端側の箇所にある血管の上に聴
診器を当てて聴診することにより判定される。次いで、
締め付け圧力を徐々に緩めていくと、血管内の流れの開
始を聴診することができ、その時の締め付け圧力がｍｍ
Ｈｇ単位の計器の読みで判る。この圧力は収縮期血圧と
称され、真の動脈内収縮期血圧の推定値とされている。
次いで、圧力を徐々に更に緩めていくと、流れの音が再
び止まり、その時の圧力を再び読み取る。この圧力は拡
張期血圧と称され、真の動脈内拡張期血圧の推定値とさ
れている。従来では、締め付け圧力は、水銀柱圧力計ま
たはｍｍＨｇ単位で較正されるダイアル目盛を持つアネ
ロイド型計器に接続された膨張可能なカフ（血圧計バン
ド）により加えられている。また公知のように、聴診法
による推定値は時々不正確になる可能性があり、聴診法
は非常に技能に左右されて、例えば、読みを行う臨床医
の聴診能力によって変わる可能性がある。更に、聴診法
は、場合によっては、カフの圧力を低下させていくとき
にコロトコフ音が消失しないことがあるので、拡張期血
圧の推定値を決定する際に混乱を招く恐れがある。
【０００５】従来の自動間接的血圧読取り装置は振動測
定法を採用しており、該方法では、腕のカフを膨張させ
て、血液の流れが閉鎖される圧力まで加圧する。次い
で、カフを所定の圧力変分ずつステップ状に減圧させ
る。各ステップで、カフ内の圧力が、圧力の変動を検出
するために適当なサンプリング期間を用いて、繰り返し
測定される。カフ内の瞬時圧力は、膨張圧力と各心拍動
中の患者動脈内の血圧脈動によって加えられる力とに起
因する。心臓の拍動は、或る減圧ステップでカフ内の圧
力を振動させることができる。装置はこの態様の動作
を、振動振幅対カフ圧力の完全な包絡線が得られるまで
継続する。最大振幅の振動が得られるカフ圧力は、平均
動脈血圧を表す。また、包絡線データの所定の関数から
収縮期血圧及び拡張期血圧の推定値も決定される。振動
測定法により決定された収縮期血圧、ＭＡＰ及び拡張期
血圧は、真の動脈内血圧値の推定値と見なされる。しか
しながら、動脈の伸展性（コンプライアンス）が血圧推
定関数に主要な役割を果たすこよも知られている。動脈
の伸展性は生理学的環境が変化するにつれて複雑で予測
不可能な態様で変化する恐れがある。
定法を採用しており、該方法では、腕のカフを膨張させ
て、血液の流れが閉鎖される圧力まで加圧する。次い
で、カフを所定の圧力変分ずつステップ状に減圧させ
る。各ステップで、カフ内の圧力が、圧力の変動を検出
するために適当なサンプリング期間を用いて、繰り返し
測定される。カフ内の瞬時圧力は、膨張圧力と各心拍動
中の患者動脈内の血圧脈動によって加えられる力とに起
因する。心臓の拍動は、或る減圧ステップでカフ内の圧
力を振動させることができる。装置はこの態様の動作
を、振動振幅対カフ圧力の完全な包絡線が得られるまで
継続する。最大振幅の振動が得られるカフ圧力は、平均
動脈血圧を表す。また、包絡線データの所定の関数から
収縮期血圧及び拡張期血圧の推定値も決定される。振動
測定法により決定された収縮期血圧、ＭＡＰ及び拡張期
血圧は、真の動脈内血圧値の推定値と見なされる。しか
しながら、動脈の伸展性（コンプライアンス）が血圧推
定関数に主要な役割を果たすこよも知られている。動脈
の伸展性は生理学的環境が変化するにつれて複雑で予測
不可能な態様で変化する恐れがある。
【０００６】
【発明の概要】振動測定法による血圧は、血圧測定が望
まれる被検者の身体の一部位（例えば、上腕）の周りに
配置したカフから間接的に決定される。カフは、所定の
圧力まで、好ましくは、患者の腕の血液の流れを閉鎖す
るるのに充分な大きさの圧力まで膨張させる。次いで、
カフを制御した態様で減圧させて、カフ内に時間につれ
て低下少する減圧圧力を生じさせる。好ましい実施の形
態では、カフを一定の圧力変分で減圧させて、複数の離
散的な減圧圧力レベルを生じさせる。
まれる被検者の身体の一部位（例えば、上腕）の周りに
配置したカフから間接的に決定される。カフは、所定の
圧力まで、好ましくは、患者の腕の血液の流れを閉鎖す
るるのに充分な大きさの圧力まで膨張させる。次いで、
カフを制御した態様で減圧させて、カフ内に時間につれ
て低下少する減圧圧力を生じさせる。好ましい実施の形
態では、カフを一定の圧力変分で減圧させて、複数の離
散的な減圧圧力レベルを生じさせる。
【０００７】複数の心拍動の各々の間、複数の離散的な
減圧圧力レベルで生じる圧力振動を測定して、装置内に
記憶する。複数の離散的な減圧圧力レベルに対する振動
の振幅の完全なデータ集合は、振動測定包絡線として知
られている。振動測定法による平均動脈血圧推定値は、
この包絡線データから決定される。例えば、平均動脈血
圧推定値は、振動測定値が最大振幅を持つときに生じて
いる減圧圧力レベルである。同様に、収縮期血圧は、振
動振幅が最大振動寸法の所定の一部分であるときに生じ
ている離散的な減圧圧力レベルを見出すことによって、
包絡線データから推定することができる。
減圧圧力レベルで生じる圧力振動を測定して、装置内に
記憶する。複数の離散的な減圧圧力レベルに対する振動
の振幅の完全なデータ集合は、振動測定包絡線として知
られている。振動測定法による平均動脈血圧推定値は、
この包絡線データから決定される。例えば、平均動脈血
圧推定値は、振動測定値が最大振幅を持つときに生じて
いる減圧圧力レベルである。同様に、収縮期血圧は、振
動振幅が最大振動寸法の所定の一部分であるときに生じ
ている離散的な減圧圧力レベルを見出すことによって、
包絡線データから推定することができる。
【０００８】好ましい実施の形態では、振動圧力の波形
が、被検者の拡張期血圧よりも低いと予想される減圧圧
力レベルで単一の心臓サイクルの間にカフから取得され
る。カフ振動波形の形状は、それがフィルタ処理済みの
又はフィルタ処理していないカフ圧力信号から導き出さ
れたものであるか否かに拘わらず、拡張期血圧よりも僅
かに低いカフ圧力レベルで最も良好に動脈内波形振動を
反映していることが知られている。しかしながら、その
直流レベルが振動測定法では不明瞭である。拡張期血圧
は最初に振動測定法によって推定することができる。こ
の最初の拡張期血圧推定値を使用して、較正のために使
用される振動波形を生じさせるレベルを選択することが
できる。サブ拡張期（sub-diastolic ；拡張期血圧より
低い電圧の）離散的減圧圧力レベルでの振動圧力波形に
ついての平均値が算出される。次いで、プロセスは、こ
の振動圧力波形の平均値と振動測定包絡線から決定され
るような平均動脈血圧の推定値とを関連づける。同様
に、サブ拡張期離散的減圧圧力レベルでの振動波形のピ
ークが、振動測定包絡線から推定されるような収縮期血
圧と関連づけされる。このようにして、サブ拡張期離散
的減圧圧力レベルでの振動波形が較正される、すなわ
ち、波形の各サンプル値が特定の圧力に対応する。
が、被検者の拡張期血圧よりも低いと予想される減圧圧
力レベルで単一の心臓サイクルの間にカフから取得され
る。カフ振動波形の形状は、それがフィルタ処理済みの
又はフィルタ処理していないカフ圧力信号から導き出さ
れたものであるか否かに拘わらず、拡張期血圧よりも僅
かに低いカフ圧力レベルで最も良好に動脈内波形振動を
反映していることが知られている。しかしながら、その
直流レベルが振動測定法では不明瞭である。拡張期血圧
は最初に振動測定法によって推定することができる。こ
の最初の拡張期血圧推定値を使用して、較正のために使
用される振動波形を生じさせるレベルを選択することが
できる。サブ拡張期（sub-diastolic ；拡張期血圧より
低い電圧の）離散的減圧圧力レベルでの振動圧力波形に
ついての平均値が算出される。次いで、プロセスは、こ
の振動圧力波形の平均値と振動測定包絡線から決定され
るような平均動脈血圧の推定値とを関連づける。同様
に、サブ拡張期離散的減圧圧力レベルでの振動波形のピ
ークが、振動測定包絡線から推定されるような収縮期血
圧と関連づけされる。このようにして、サブ拡張期離散
的減圧圧力レベルでの振動波形が較正される、すなわ
ち、波形の各サンプル値が特定の圧力に対応する。
【０００９】数学的には、一例として、計算には、血圧
推定値と得られた振動波形データとに基づいて差を見つ
けることを含むことができる。第１の差は、振動測定法
による収縮期血圧推定値と振動測定法による平均動脈血
圧推定値との間の差として導き出され、Δ１と呼ばれ
る。第２の差は、振動波形のピークから振動波形の平均
値を減算することによって生成され、Δ２と呼ばれる。
プロセスはまた、振動波形のピークから振動波形の最小
値を減算することによって第３の差を決定し、これはΔ
３と呼ばれる。
推定値と得られた振動波形データとに基づいて差を見つ
けることを含むことができる。第１の差は、振動測定法
による収縮期血圧推定値と振動測定法による平均動脈血
圧推定値との間の差として導き出され、Δ１と呼ばれ
る。第２の差は、振動波形のピークから振動波形の平均
値を減算することによって生成され、Δ２と呼ばれる。
プロセスはまた、振動波形のピークから振動波形の最小
値を減算することによって第３の差を決定し、これはΔ
３と呼ばれる。
【００１０】模範的なプロセスは、振動測定法による収
縮期血圧推定値、Δ１、Δ２及びΔ３から拡張期血圧を
決定することによって完了する。これは、好ましい実施
の形態では、Δ１にΔ３を掛けて、Δ２で割ることによ
って拡縮差と呼ばれる量を導き出すことによって達成さ
れる。差振動測定法による収縮期血圧推定値から拡縮差
を減算することによって、次式で表されるように、拡張
期血圧についての改善された値が生成される。
縮期血圧推定値、Δ１、Δ２及びΔ３から拡張期血圧を
決定することによって完了する。これは、好ましい実施
の形態では、Δ１にΔ３を掛けて、Δ２で割ることによ
って拡縮差と呼ばれる量を導き出すことによって達成さ
れる。差振動測定法による収縮期血圧推定値から拡縮差
を減算することによって、次式で表されるように、拡張
期血圧についての改善された値が生成される。
【００１１】（拡張期血圧推定値）＝（収縮期血圧推定
値）−（Δ１×Δ３）／Δ２ 。
値）−（Δ１×Δ３）／Δ２ 。
【００１２】他の公式も本発明の範囲内で使用すること
ができる。
ができる。
【００１３】
【発明の詳しい説明】図１を参照して説明すると、自動
血圧測定装置１０は、患者の腕１４に巻き付けた状態で
図示されている膨張可能なカフ１２を用いる。膨張可能
なカフ１２は可撓性の第１の管１８によってポンプ１６
に接続されている。第１の管はまた電動式減圧弁２０及
び超過圧力保護スイッチ３４にも接続する。超過圧力保
護スイッチ３４はカフ１２に加えられた過大な圧力に応
動する。可撓性の第２の管１０がカフ１２を圧力トラン
スデューサ２４に結合し、圧力トランスデューサ２４は
カフ内の圧力を示す電気信号を出力に生じる。
血圧測定装置１０は、患者の腕１４に巻き付けた状態で
図示されている膨張可能なカフ１２を用いる。膨張可能
なカフ１２は可撓性の第１の管１８によってポンプ１６
に接続されている。第１の管はまた電動式減圧弁２０及
び超過圧力保護スイッチ３４にも接続する。超過圧力保
護スイッチ３４はカフ１２に加えられた過大な圧力に応
動する。可撓性の第２の管１０がカフ１２を圧力トラン
スデューサ２４に結合し、圧力トランスデューサ２４は
カフ内の圧力を示す電気信号を出力に生じる。
【００１４】圧力トランスデューサ２４の出力はマルチ
プレクサ２７の一つの入力に直接接続されている。圧力
トランスデューサの出力はまた帯域通過フィルタ２５に
も結合され、このフィルタ２５は増幅器２６に接続さ
れ、増幅器２６の出力がマルチプレクサ２７の別の入力
に接続されている。フィルタ２５及び増幅器２６は、ト
ランスデューサ２４によって生成された圧力信号の直流
成分を阻止し、且つ、以下に説明するように、血圧振動
を増幅するように設計されている。詳しく述べると、フ
ィルタ２５ほぼ０．５〜１０．０ヘルツの範囲内の周波
数成分を持つ信号を通過させ、且つそれ以外の周波数成
分を阻止する。増幅器２６はフィルタ２５からの低レベ
ル信号を増大させる。増幅器２６からの出力信号はカフ
１２内の圧力の振動すなわち交流成分に対応する。フィ
ルタ２５及び増幅器２６の機能は制御器２８内で実行さ
れるソフトウエアによって具現化することができる。こ
のような圧力信号成分は従来の血圧センサで使用されて
おり、当業者にとって周知である。本発明の目的のため
には、それはサブ拡張期離散的圧力レベルで取得された
カフ圧力振動信号の交流成分であり、これは、改善され
た拡張期血圧推定値を見いだすために較正を必要とする
振動波形である。この代わりに、フィルタ処理していな
いカフ圧力信号が充分なアナログ−ディジタル変換分解
能を持っている場合は、このフィルタ処理していないカ
フ圧力信号を使用することができる。
プレクサ２７の一つの入力に直接接続されている。圧力
トランスデューサの出力はまた帯域通過フィルタ２５に
も結合され、このフィルタ２５は増幅器２６に接続さ
れ、増幅器２６の出力がマルチプレクサ２７の別の入力
に接続されている。フィルタ２５及び増幅器２６は、ト
ランスデューサ２４によって生成された圧力信号の直流
成分を阻止し、且つ、以下に説明するように、血圧振動
を増幅するように設計されている。詳しく述べると、フ
ィルタ２５ほぼ０．５〜１０．０ヘルツの範囲内の周波
数成分を持つ信号を通過させ、且つそれ以外の周波数成
分を阻止する。増幅器２６はフィルタ２５からの低レベ
ル信号を増大させる。増幅器２６からの出力信号はカフ
１２内の圧力の振動すなわち交流成分に対応する。フィ
ルタ２５及び増幅器２６の機能は制御器２８内で実行さ
れるソフトウエアによって具現化することができる。こ
のような圧力信号成分は従来の血圧センサで使用されて
おり、当業者にとって周知である。本発明の目的のため
には、それはサブ拡張期離散的圧力レベルで取得された
カフ圧力振動信号の交流成分であり、これは、改善され
た拡張期血圧推定値を見いだすために較正を必要とする
振動波形である。この代わりに、フィルタ処理していな
いカフ圧力信号が充分なアナログ−ディジタル変換分解
能を持っている場合は、このフィルタ処理していないカ
フ圧力信号を使用することができる。
【００１５】マルチプレクサ２７は２つの圧力信号のう
ちの一方を選択して、この選択された信号を制御器２８
のアナログ入力２９に結合する。制御器２８はコンピュ
ータ化したデバイスであって、通常のマイクロプロセッ
サと、血圧測定装置１０の動作を制御するプログラムを
記憶すると共に該プログラムの実行に使用されるデータ
を記憶するメモリと、制御器を血圧測定装置の他の構成
部品に連結する入力及び出力回路とを含んでいる。例え
ば、マルチプレクサ２７の出力は制御器２８の内部のア
ナログ−ディジタル変換器の入力に接続されている。制
御パネル及び表示装置３２が血圧装置装置に対するユー
ザ・インターフェースを構成する。制御器２８はポンプ
１６を制御するように接続された出力を持つ。
ちの一方を選択して、この選択された信号を制御器２８
のアナログ入力２９に結合する。制御器２８はコンピュ
ータ化したデバイスであって、通常のマイクロプロセッ
サと、血圧測定装置１０の動作を制御するプログラムを
記憶すると共に該プログラムの実行に使用されるデータ
を記憶するメモリと、制御器を血圧測定装置の他の構成
部品に連結する入力及び出力回路とを含んでいる。例え
ば、マルチプレクサ２７の出力は制御器２８の内部のア
ナログ−ディジタル変換器の入力に接続されている。制
御パネル及び表示装置３２が血圧装置装置に対するユー
ザ・インターフェースを構成する。制御器２８はポンプ
１６を制御するように接続された出力を持つ。
【００１６】制御器２８の別の出力がアンド（ＡＮＤ）
ゲート３０の第１の入力に結合されている。アンド・ゲ
ート３０はその第２の入力が超過圧力スイッチ３４に接
続され、また出力が減圧弁２０を制御するように接続さ
れている。カフ１２内に過大な圧力が生じた場合、超過
圧力スイッチ３４が開いて、その結果、アンド・ゲート
の出力が減圧弁２０を開放させて、カフ１２内のその過
大な圧力を解放する。また、担当医員に異常な圧力又は
機能状態に対して注意を喚起させるための付加的なデバ
イスを設けることもできる。
ゲート３０の第１の入力に結合されている。アンド・ゲ
ート３０はその第２の入力が超過圧力スイッチ３４に接
続され、また出力が減圧弁２０を制御するように接続さ
れている。カフ１２内に過大な圧力が生じた場合、超過
圧力スイッチ３４が開いて、その結果、アンド・ゲート
の出力が減圧弁２０を開放させて、カフ１２内のその過
大な圧力を解放する。また、担当医員に異常な圧力又は
機能状態に対して注意を喚起させるための付加的なデバ
イスを設けることもできる。
【００１７】動作について説明すると、血圧を測定しよ
うとする患者の腕１４にカフ１２を巻き付ける。次い
で、担当医員により、測定動作を開始する制御パネル３
２上のスイッチを作動する。詳しく述べると、制御器２
８が該スイッチの作動時に生成された電気信号に応答し
て、測定サイクルを遂行する制御プログラムの実行を開
始する。
うとする患者の腕１４にカフ１２を巻き付ける。次い
で、担当医員により、測定動作を開始する制御パネル３
２上のスイッチを作動する。詳しく述べると、制御器２
８が該スイッチの作動時に生成された電気信号に応答し
て、測定サイクルを遂行する制御プログラムの実行を開
始する。
【００１８】図２Ａを参照して説明すると、制御器２８
がステップ・カウントをゼロの値に初期設定することに
よって、制御プログラムが工程４０で開始する。工程４
２で、制御器は、減圧弁２０を閉じると共に、カフ１２
を膨張させるためのポンプ１６を作動する出力信号を生
成する。カフを膨張させ続けているとき、制御器２８
は、カフ１２内の圧力を表す圧力トランスデューサ２４
からの電気信号を監視する。詳しく述べると、制御器が
マルチプレクサ２７に信号を印加し、マルチプレクサ２
７は圧力トランスデューサ２４の出力の信号をアナログ
制御器入力２９に直接結合する。これは、制御器がカフ
１２内部の圧力を監視できるようにする。カフは、腕１
４の動脈内の血液の流れを閉鎖すると分かっている所定
の圧力まで膨張させられる。例えば、以前の圧力測定値
がこの患者から取られていた場合は、この閉鎖圧力は以
前の収縮期血圧より所定量（例えば、６０ｍｍＨｇ）だ
け大きくし得る。一旦この閉鎖圧力が得られたら、制御
器２８は減圧弁２０を閉じた状態に保持しながらポンプ
１６の運転を停止させる。
がステップ・カウントをゼロの値に初期設定することに
よって、制御プログラムが工程４０で開始する。工程４
２で、制御器は、減圧弁２０を閉じると共に、カフ１２
を膨張させるためのポンプ１６を作動する出力信号を生
成する。カフを膨張させ続けているとき、制御器２８
は、カフ１２内の圧力を表す圧力トランスデューサ２４
からの電気信号を監視する。詳しく述べると、制御器が
マルチプレクサ２７に信号を印加し、マルチプレクサ２
７は圧力トランスデューサ２４の出力の信号をアナログ
制御器入力２９に直接結合する。これは、制御器がカフ
１２内部の圧力を監視できるようにする。カフは、腕１
４の動脈内の血液の流れを閉鎖すると分かっている所定
の圧力まで膨張させられる。例えば、以前の圧力測定値
がこの患者から取られていた場合は、この閉鎖圧力は以
前の収縮期血圧より所定量（例えば、６０ｍｍＨｇ）だ
け大きくし得る。一旦この閉鎖圧力が得られたら、制御
器２８は減圧弁２０を閉じた状態に保持しながらポンプ
１６の運転を停止させる。
【００１９】次いで、制御器２８はカフ１２の減圧を制
御した状態で開始し、カフ内の圧力を周期的に測定す
る。本発明の好ましい実施の形態では、制御器は図３に
示されるようにカフを一連のステップで徐々に減圧す
る。その各ステップでの公称圧力を本明細書で「離散的
減圧圧力レベル」又は「減圧ステップ圧力」と呼ぶ。例
えば、各ステップでは８ｍｍＨｇずつ圧力を減少させ
る。前に述べたように、各ステップでの瞬時圧力は常に
一定であるとは限らず、患者の動脈を通る血液の脈動に
よってカフ１２にかかる力により僅かに振動する。各ス
テップで複数の圧力測定値を取得し、圧力振動の波形を
生成するのに充分な測定数にする。以下に説明するよう
に、収縮期及び拡張期血圧が、異なる圧力ステップでの
圧力変動振幅の解析から推定される。この代わりに、カ
フ１２内の圧力振動を連続的に測定しながら、カフ内の
圧力を連続的に、好ましくは線形に減圧することができ
る。
御した状態で開始し、カフ内の圧力を周期的に測定す
る。本発明の好ましい実施の形態では、制御器は図３に
示されるようにカフを一連のステップで徐々に減圧す
る。その各ステップでの公称圧力を本明細書で「離散的
減圧圧力レベル」又は「減圧ステップ圧力」と呼ぶ。例
えば、各ステップでは８ｍｍＨｇずつ圧力を減少させ
る。前に述べたように、各ステップでの瞬時圧力は常に
一定であるとは限らず、患者の動脈を通る血液の脈動に
よってカフ１２にかかる力により僅かに振動する。各ス
テップで複数の圧力測定値を取得し、圧力振動の波形を
生成するのに充分な測定数にする。以下に説明するよう
に、収縮期及び拡張期血圧が、異なる圧力ステップでの
圧力変動振幅の解析から推定される。この代わりに、カ
フ１２内の圧力振動を連続的に測定しながら、カフ内の
圧力を連続的に、好ましくは線形に減圧することができ
る。
【００２０】圧力測定は工程４４で開始され、工程４４
では制御器２８が測定カウントをゼロに設定する。次い
で、ソフトウエア・プログラムの実行は、カフ１２内の
振動する圧力の複数の測定値を取得するループに入る。
工程４６で、制御器２８はマルチプレクサ２７に信号を
印加し、マルチプレクサ２７は増幅器２６からの出力を
制御器のアナログ入力２９に接続するように応動する。
従って、制御器はカフ１２内の減圧圧力を中心とする血
圧の振動に対応する信号を受け取る。この信号は制御器
の回路によってディジタル化され、信号サンプルがメモ
リに１サイクルにわたる波形として記憶される。ここ
で、この振動波形は、一連のサンプルに過ぎないので、
較正されていないことに注意されたい。次いで、工程４
８で測定カウントをインクレメント（増数）して、プロ
グラムは工程５０へ進む。工程５０で、変数Ｘで表され
る所要のサイクル数がこの圧力ステップで取られたか否
か判定する。取られていない場合は、プログラムの実行
は工程４６へ戻り、別の心臓サイクルを取得する。
では制御器２８が測定カウントをゼロに設定する。次い
で、ソフトウエア・プログラムの実行は、カフ１２内の
振動する圧力の複数の測定値を取得するループに入る。
工程４６で、制御器２８はマルチプレクサ２７に信号を
印加し、マルチプレクサ２７は増幅器２６からの出力を
制御器のアナログ入力２９に接続するように応動する。
従って、制御器はカフ１２内の減圧圧力を中心とする血
圧の振動に対応する信号を受け取る。この信号は制御器
の回路によってディジタル化され、信号サンプルがメモ
リに１サイクルにわたる波形として記憶される。ここ
で、この振動波形は、一連のサンプルに過ぎないので、
較正されていないことに注意されたい。次いで、工程４
８で測定カウントをインクレメント（増数）して、プロ
グラムは工程５０へ進む。工程５０で、変数Ｘで表され
る所要のサイクル数がこの圧力ステップで取られたか否
か判定する。取られていない場合は、プログラムの実行
は工程４６へ戻り、別の心臓サイクルを取得する。
【００２１】必要な心臓サイクルの数は、装置が減圧プ
ロセスの各圧力ステップに留まっている時間の長さを決
定する。必要な数Ｘは、少なくとも１つの心臓サイクル
にわたって圧力を測定するのを保証するのに充分な数で
ある。その数の測定値を取得したとき、プログラムの実
行は工程５２へ進み、該工程で、カレント（現在）の圧
力ステップについての測定値を解析して、それらが正確
な血圧の決定を妨げるアーティファクトを含んでいるか
どうか判定する。よく知られているように、アーティフ
ァクトは腕の動きや、カフに対する担当医員の衝突によ
って生じ得る。このようなアーティファクトを検出する
様々な方法が、例えば、米国特許緒第４，３４９，０３
４号に記載されており、その記載を参照されたい。有意
なアーティファクトが見つかった場合、プログラムの実
行は工程４４へ戻り、現在の減圧ステップで別の一組の
サイクルを取得する。このループは、満足な測定値が取
得されるまで、或いは制御器２８によって正確な測定が
不可能であると判定されるまで継続する。
ロセスの各圧力ステップに留まっている時間の長さを決
定する。必要な数Ｘは、少なくとも１つの心臓サイクル
にわたって圧力を測定するのを保証するのに充分な数で
ある。その数の測定値を取得したとき、プログラムの実
行は工程５２へ進み、該工程で、カレント（現在）の圧
力ステップについての測定値を解析して、それらが正確
な血圧の決定を妨げるアーティファクトを含んでいるか
どうか判定する。よく知られているように、アーティフ
ァクトは腕の動きや、カフに対する担当医員の衝突によ
って生じ得る。このようなアーティファクトを検出する
様々な方法が、例えば、米国特許緒第４，３４９，０３
４号に記載されており、その記載を参照されたい。有意
なアーティファクトが見つかった場合、プログラムの実
行は工程４４へ戻り、現在の減圧ステップで別の一組の
サイクルを取得する。このループは、満足な測定値が取
得されるまで、或いは制御器２８によって正確な測定が
不可能であると判定されるまで継続する。
【００２２】有効な振動圧力波形が所与の減圧ステップ
について取得されると、プログラムの実行は工程５４へ
進み、該工程で、その減圧ステップについての振動振幅
が計算される。カフ内の圧力が低下させられるにつれ
て、動脈血液流によってカフに加わる力により生じるカ
フ圧力の振動が大きくなる。換言すると、カフ内の圧力
が比較的高いとき、患者の腕内の血液の各脈動の圧力ピ
ークだけがその減圧カフ圧力を超えて、全カフ圧力を変
化させる。カフ１２が更に減圧されるにつれて、その減
圧カフ圧力を超える各血圧振動の部分が大きくなり、そ
れによって生じる圧力振動の振幅が図４に示されるよう
に大きくなる。カフをまた更に減圧すると、ＭＡＰを生
じさせるカフ圧力になり、該カフ圧力で最大振動振幅が
生成される。最終的に、ステップがＭＡＰを通り越した
後では振動振幅は減少していく。ここで、圧力が低下す
るにつれて、これらの振動が真の動脈内血圧振動をより
完全に表すことに注意されたい。従って、工程５４で、
制御器２８は各減圧ステップでの振動振幅、振動波形及
びカフ圧力を記憶すること必要とする。
について取得されると、プログラムの実行は工程５４へ
進み、該工程で、その減圧ステップについての振動振幅
が計算される。カフ内の圧力が低下させられるにつれ
て、動脈血液流によってカフに加わる力により生じるカ
フ圧力の振動が大きくなる。換言すると、カフ内の圧力
が比較的高いとき、患者の腕内の血液の各脈動の圧力ピ
ークだけがその減圧カフ圧力を超えて、全カフ圧力を変
化させる。カフ１２が更に減圧されるにつれて、その減
圧カフ圧力を超える各血圧振動の部分が大きくなり、そ
れによって生じる圧力振動の振幅が図４に示されるよう
に大きくなる。カフをまた更に減圧すると、ＭＡＰを生
じさせるカフ圧力になり、該カフ圧力で最大振動振幅が
生成される。最終的に、ステップがＭＡＰを通り越した
後では振動振幅は減少していく。ここで、圧力が低下す
るにつれて、これらの振動が真の動脈内血圧振動をより
完全に表すことに注意されたい。従って、工程５４で、
制御器２８は各減圧ステップでの振動振幅、振動波形及
びカフ圧力を記憶すること必要とする。
【００２３】測定装置の動作は次いで工程５６へ進み、
該工程で、減圧ステップ・カウントを増数する。次の工
程５８で、制御器は減圧弁２０を開いて、カフ１２内の
圧力の所与の量を解放させる。制御器２８はマルチプレ
クサ２７を作動して、圧力トランスデューサ２４の出力
をアナログ制御器入力２９に直接結合させる。制御器２
８は、圧力が所望の量（例えば、８ｍｍＨｇ）だけ減少
するまで圧力トランスデューサ２４からの制御を監視す
る。所望の量だけ減少したとき、工程６０で、測定サイ
クル全体にわたって必要な数の減圧圧力ステップが完了
したかどうか判定する。測定サイクルは、所与のステッ
プ数で定義するか、或いは各ステップについて測定され
た振動振幅を観察することによって動的に定義すること
ができる。測定サイクルは、血圧推定値の算出に役立つ
情報を測定振幅がもはや提供しなくなったときに終了す
ることができる。
該工程で、減圧ステップ・カウントを増数する。次の工
程５８で、制御器は減圧弁２０を開いて、カフ１２内の
圧力の所与の量を解放させる。制御器２８はマルチプレ
クサ２７を作動して、圧力トランスデューサ２４の出力
をアナログ制御器入力２９に直接結合させる。制御器２
８は、圧力が所望の量（例えば、８ｍｍＨｇ）だけ減少
するまで圧力トランスデューサ２４からの制御を監視す
る。所望の量だけ減少したとき、工程６０で、測定サイ
クル全体にわたって必要な数の減圧圧力ステップが完了
したかどうか判定する。測定サイクルは、所与のステッ
プ数で定義するか、或いは各ステップについて測定され
た振動振幅を観察することによって動的に定義すること
ができる。測定サイクルは、血圧推定値の算出に役立つ
情報を測定振幅がもはや提供しなくなったときに終了す
ることができる。
【００２４】測定サイクルの完了時に、制御器２８は工
程６２で減圧弁２０を開いて、カフ１２内の残っている
圧力を解放させる。次いで工程６４で、制御器は各減圧
ステップについてのメモリに記憶されている圧力振動振
幅を検査して、最大の振動振幅を表す記憶値を識別す
る。図４に描いた代表的なデータでは、データ・サンプ
ル６７が最大の振動振幅を持つ。Ｔ２におけるカフ減圧
ステップ圧力は平均動脈血圧（ＭＡＰ）に対応し、その
血圧推定値が工程６６で制御器メモリにその通りに記録
される。当業者に理解されるように、ベースライン・ド
リフトに対する従来の補償は、圧力波形上の基準点を識
別する前に行わなければならない。
程６２で減圧弁２０を開いて、カフ１２内の残っている
圧力を解放させる。次いで工程６４で、制御器は各減圧
ステップについてのメモリに記憶されている圧力振動振
幅を検査して、最大の振動振幅を表す記憶値を識別す
る。図４に描いた代表的なデータでは、データ・サンプ
ル６７が最大の振動振幅を持つ。Ｔ２におけるカフ減圧
ステップ圧力は平均動脈血圧（ＭＡＰ）に対応し、その
血圧推定値が工程６６で制御器メモリにその通りに記録
される。当業者に理解されるように、ベースライン・ド
リフトに対する従来の補償は、圧力波形上の基準点を識
別する前に行わなければならない。
【００２５】次いで、工程６８で、収縮期血圧を導き出
す。そのために、先ず最大の振動振幅６７（図４）の所
与の一部分（例えば、約０．５）である値を計算する。
次いで、振動振幅サンプルのうちのどれかが該計算され
た値に正確に対応するかどうか判定する。もしそうであ
れば、その振動振幅と同時に生じる減圧ステップ圧力が
収縮期血圧の推定値と見なされる。しかしながら、計算
された値６９（図４参照）は記憶された振動振幅サンプ
ルのうち２つのサンプルの間に位置するが起こりやす
い。その場合、収縮期血圧は、それらの２つの記憶され
た振動振幅サンプルに関連した減圧ステップ圧力を補間
することによって導き出される。この代わりに、本発明
で使用される収縮期血圧は、従来の聴診法によって、す
なわち、カフ１２を減圧させながら患者の腕内の血液流
の音（コロトコフ音）の開始を観察することによって、
求めることができる。
す。そのために、先ず最大の振動振幅６７（図４）の所
与の一部分（例えば、約０．５）である値を計算する。
次いで、振動振幅サンプルのうちのどれかが該計算され
た値に正確に対応するかどうか判定する。もしそうであ
れば、その振動振幅と同時に生じる減圧ステップ圧力が
収縮期血圧の推定値と見なされる。しかしながら、計算
された値６９（図４参照）は記憶された振動振幅サンプ
ルのうち２つのサンプルの間に位置するが起こりやす
い。その場合、収縮期血圧は、それらの２つの記憶され
た振動振幅サンプルに関連した減圧ステップ圧力を補間
することによって導き出される。この代わりに、本発明
で使用される収縮期血圧は、従来の聴診法によって、す
なわち、カフ１２を減圧させながら患者の腕内の血液流
の音（コロトコフ音）の開始を観察することによって、
求めることができる。
【００２６】次いでプログラムの実行は図２Ｂの工程７
０へ進み、この時点で、圧力振動測定値を検査して、カ
フ減圧ステップ圧力が予想された拡張期血圧より低かっ
たときに生じる完全な一振動サイクルを表す一連の測定
値を突き止める。この一連のデータ・サンプルは「サブ
拡張期波形」と呼ばれる。例えば、拡張期血圧は平均動
脈血圧の発生後の所定数のステップ以内に生じると予想
されている。従って、制御器２８は、該所定数のステッ
プの後の一減圧ステップ（例えば、図３のステップ７
１）で取得された未較正のサブ拡張期波形データを求め
る。この代わりに、拡張期血圧は振動測定法によって前
に推定することができるので、この値は、改善された拡
張期血圧値を決定する際に使用するためのサブ拡張期波
形の形を選ぶ際に使用することができる。２つの振動サ
イクルを表す代表的な一組の振動圧力測定値が図５に描
かれている。単一の振動サイクルのための測定値が該一
組の測定値から選択される。選択された測定値は患者の
単一の心臓サイクルの間に取得されたものである。
０へ進み、この時点で、圧力振動測定値を検査して、カ
フ減圧ステップ圧力が予想された拡張期血圧より低かっ
たときに生じる完全な一振動サイクルを表す一連の測定
値を突き止める。この一連のデータ・サンプルは「サブ
拡張期波形」と呼ばれる。例えば、拡張期血圧は平均動
脈血圧の発生後の所定数のステップ以内に生じると予想
されている。従って、制御器２８は、該所定数のステッ
プの後の一減圧ステップ（例えば、図３のステップ７
１）で取得された未較正のサブ拡張期波形データを求め
る。この代わりに、拡張期血圧は振動測定法によって前
に推定することができるので、この値は、改善された拡
張期血圧値を決定する際に使用するためのサブ拡張期波
形の形を選ぶ際に使用することができる。２つの振動サ
イクルを表す代表的な一組の振動圧力測定値が図５に描
かれている。単一の振動サイクルのための測定値が該一
組の測定値から選択される。選択された測定値は患者の
単一の心臓サイクルの間に取得されたものである。
【００２７】次いで、工程７２で、サブ拡張期波形の一
心臓サイクルを積分して、その積分値を心拍周期Ｐで割
ることによって、サブ拡張期波形の平均を計算する。こ
の積分は、図５に斜線による陰影を付けた領域によって
グラフ上に表されており、サブ拡張期波形を形成する個
々の振動圧力振幅サンプルを加算することを含み得る。
図２Ｂ及び図６を参照して説明すると、前に導き出した
収縮期血圧を、ソフトウエア工程７４におけるサブ拡張
期波形の最大データ・サンプルＳの値と同等と見なし、
また、前に導き出した平均動脈血圧を、ソフトウエア工
程７６におけるサブ拡張期波形の平均Ｍと同等と見な
す。
心臓サイクルを積分して、その積分値を心拍周期Ｐで割
ることによって、サブ拡張期波形の平均を計算する。こ
の積分は、図５に斜線による陰影を付けた領域によって
グラフ上に表されており、サブ拡張期波形を形成する個
々の振動圧力振幅サンプルを加算することを含み得る。
図２Ｂ及び図６を参照して説明すると、前に導き出した
収縮期血圧を、ソフトウエア工程７４におけるサブ拡張
期波形の最大データ・サンプルＳの値と同等と見なし、
また、前に導き出した平均動脈血圧を、ソフトウエア工
程７６におけるサブ拡張期波形の平均Ｍと同等と見な
す。
【００２８】これらの値の割り当てはサブ拡張期波形を
較正して、工程７８で拡張期血圧をサブ拡張期波形上の
最小点Ｄから決定できるようにする。これは、収縮期血
圧の推定値と平均動脈血圧の推定値との間の第１の圧力
差Δ１を計算し、サブ拡張期波形について最大データ・
サンプルＳと平均Ｍの値との差Δ２を計算することによ
って達成される。これは次式によって表される。
較正して、工程７８で拡張期血圧をサブ拡張期波形上の
最小点Ｄから決定できるようにする。これは、収縮期血
圧の推定値と平均動脈血圧の推定値との間の第１の圧力
差Δ１を計算し、サブ拡張期波形について最大データ・
サンプルＳと平均Ｍの値との差Δ２を計算することによ
って達成される。これは次式によって表される。
【００２９】
Δ１＝推定収縮期血圧−推定ＭＡＰ （１）
Δ２＝Ｓ−Ｍ （２）。
【００３０】それらの２つの差は、サブ拡張期波形の振
動中に各サンプルに関連した圧力値を導き出すのに役立
つように用いられる。次に、サブ拡張期波形の最大点Ｓ
と最小点Ｄとの間の第３の差Δ３が、次式に従って計算
される。
動中に各サンプルに関連した圧力値を導き出すのに役立
つように用いられる。次に、サブ拡張期波形の最大点Ｓ
と最小点Ｄとの間の第３の差Δ３が、次式に従って計算
される。
【００３１】
Δ３＝Ｓ−Ｄ （３）。
【００３２】拡張期血圧を推定するため、次式で表され
るように、第３の差Δ３に圧力変分を乗算することによ
り拡縮（スケーリング）した差を生成し、次いでこの差
を収縮期血圧の推定値から減算する。
るように、第３の差Δ３に圧力変分を乗算することによ
り拡縮（スケーリング）した差を生成し、次いでこの差
を収縮期血圧の推定値から減算する。
【００３３】
推定拡張期血圧＝推定収縮期血圧−（Δ１＊Δ３）／Δ２ （４）。
【００３４】この代わりに、拡張期血圧を導き出すため
に減算するとき、収縮期血圧の推定値の代わりに平均動
脈血圧の推定値を使用することができる。この場合、振
動波形の平均Ｍを振動波形の最大値Ｓの代わりに使用し
て、次式で表されるように差Δ４を生成する。
に減算するとき、収縮期血圧の推定値の代わりに平均動
脈血圧の推定値を使用することができる。この場合、振
動波形の平均Ｍを振動波形の最大値Ｓの代わりに使用し
て、次式で表されるように差Δ４を生成する。
【００３５】
Δ４＝Ｍ−Ｄ （５）。
【００３６】次いで、拡張期血圧を次式に従って推定す
る。
る。
【００３７】
推定拡張期血圧＝推定ＭＡＰ−（Δ１＊Δ４）／Δ２ （６）。
【００３８】従って、収縮期血圧及び平均動脈血圧につ
いて従来のように導き出された値は、カフ１２内で測定
した圧力振動データから拡張期血圧を決定するために用
いられる。詳しく述べると、収縮期血圧及び平均動脈血
圧に対応する圧力振動データの一サイクル内のデータ・
サンプルを突き止め、そして対応するデータ・サンプル
に対するそれらの圧力の相関を使用して、圧力振動サイ
クルの最小データ・サンプルから拡張期血圧を導き出
す。
いて従来のように導き出された値は、カフ１２内で測定
した圧力振動データから拡張期血圧を決定するために用
いられる。詳しく述べると、収縮期血圧及び平均動脈血
圧に対応する圧力振動データの一サイクル内のデータ・
サンプルを突き止め、そして対応するデータ・サンプル
に対するそれらの圧力の相関を使用して、圧力振動サイ
クルの最小データ・サンプルから拡張期血圧を導き出
す。
【００３９】以上の説明は主として本発明の好ましい実
施形態を対象としている。本発明の範囲内の様々な代替
例に幾分か注目したが、当業者には本発明の実施形態の
説明から明らかである他の代替例を実現し得ると思料さ
れる。従って、本発明の範囲は特許請求の範囲の記載か
ら決定されるべきであり、上記の説明によって制限され
るべきではない。
施形態を対象としている。本発明の範囲内の様々な代替
例に幾分か注目したが、当業者には本発明の実施形態の
説明から明らかである他の代替例を実現し得ると思料さ
れる。従って、本発明の範囲は特許請求の範囲の記載か
ら決定されるべきであり、上記の説明によって制限され
るべきではない。
【図１】血圧を測定するための間接的非侵襲式装置のブ
ロック図である。
ロック図である。
【図２Ａ】装置の一般化した動作の流れ図である。
【図２Ｂ】装置の一般化した動作の流れ図である。
【図３】装置のカフ内の圧力のグラフである。
【図４】カフ圧力に対するカフ内の圧力振動の振幅（振
動測定包絡線として知られている）のグラフである。
動測定包絡線として知られている）のグラフである。
【図５】振動又は動脈内波形の平均を算出するための一
手法を示すグラフである。
手法を示すグラフである。
【図６】拡張期血圧を決定するための方法の一部分を示
すグラフである。
すグラフである。
１０ 自動血圧測定装置
１２ 膨張可能なカフ
１４ 腕
１６ ポンプ
１８ 可撓性の第１の管
２０ 電動減圧弁
２２ 可撓性の第２の管
２６ 増幅器
２７ マルチプレクサ
３０ アンド・ゲート
３４ 超過圧力スイッチ
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
Ｆターム(参考） 4C017 AA08 AA09 AB01 AC03 BC11
BC14 BD05 DE05
Claims (21)
- 【請求項１】 血圧を間接的に測定する方法であって、 身体の一部分の周りにカフ（１２）を配置する工程と、 前記カフ（１２）を所定の圧力まで膨張させる工程と、 前記カフ（１２）を所定の割合で減圧して、前記カフ内
に時間につれて減少する減圧圧力を生成する工程と、 減圧を行っている間、カフ内の圧力を測定して、複数の
カフ圧力測定値を生成する工程と、 前記複数のカフ圧力測定値から振動圧力波形を導き出す
工程と、 前記複数のカフ圧力測定値内の第１の基準測定値及び第
２の基準測定値を識別する工程と、 前記振動圧力波形上の第１の基準点及び第２の基準点を
識別する工程と、 身体内での収縮期血圧の発生に対応する前記振動圧力波
形上の第３の基準点を識別する工程と、 前記の第１の基準測定値、第２の基準測定値、第１の基
準点、第２の基準点及び第３の基準点の関数として人の
拡張期血圧を決定する工程とを有する血圧測定方法。 - 【請求項２】 前記第１の基準点は前記第１の基準測定
値に関連付けられており、前記第２の基準点は前記第２
の基準測定値に関連付けられている、請求項１記載の方
法。 - 【請求項３】 前記第１の基準測定値は推定収縮期血圧
値であり、前記第２の基準測定値は推定平均動脈血圧値
であり、前記第１の基準点は前記振動圧力波形の所定の
部分の最大値であり、前記第２の基準点は前記振動圧力
波形の前記所定の部分の平均値である、請求項１記載の
方法。 - 【請求項４】 拡張期血圧を決定する前記工程は、 前記第１の基準測定値と前記第２の基準測定値との間の
第１の差を導き出す工程と、 前記第１の基準点と前記第２の基準点との間の第２の差
を導き出す工程と、 前記第１の差及び前記第２の差を用いて、前記振動圧力
波形の前記所定の部分の差を圧力差に変換するための拡
縮差係数を導き出す工程と、 前記第３の基準点と前記第１の基準点及び前記第２の基
準点の一方との間の第３の差を導き出す工程と、 前記拡縮差係数及び前記第３の差から拡張期血圧を決定
する工程とを含んでいる、請求項１記載の方法。 - 【請求項５】 拡張期血圧を決定する前記工程は更に、 前記拡縮差係数に前記第３の差を乗算することによって
圧力差を導き出す工程と、 前記第１の基準測定値及び前記第２の基準測定値の一方
から前記圧力差を減算する工程とを含んでいる、請求項
４記載の方法。 - 【請求項６】 血圧を間接的に測定する方法であって、 身体の一部分の周りにカフ（１２）を配置する工程と、 前記カフ（１２）を所定の圧力まで膨張させる工程と、 前記カフ（１２）を所定の割合で減圧して、前記カフ内
に時間につれて減少する減圧圧力を生成する工程と、 減圧を行っている間、カフ内の圧力を測定して、複数の
圧力測定値及び振動圧力波形を生成する工程と、 前記複数の圧力測定値から平均動脈血圧値を推定する工
程と、 収縮期血圧値を推定する工程と、 前記振動圧力波形の所定の部分について平均値を計算す
る工程と、 前記振動圧力波形の前記所定の部分の最大値を決定する
工程と、 前記振動圧力波形の前記所定の部分の最小値を決定する
工程と、 前記の最大値、最小値、平均値、平均動脈血圧値及び収
縮期血圧の関数として人の拡張期血圧を決定する工程と
を有する血圧測定方法。 - 【請求項７】 前記収縮期血圧値は複数の圧力測定値か
ら推定される、請求項６記載の方法。 - 【請求項８】 収縮期血圧値を推定する前記工程は聴診
法を用いる、請求項６記載の方法。 - 【請求項９】 拡張期血圧を決定する工程は、 前記収縮期血圧値と前記平均動脈血圧値との間の第１の
差を導き出す工程と、 前記振動圧力波形の前記所定の部分の最大値と前記振動
圧力波形の前記所定の部分の平均値との間の第２の差を
導き出す工程と、 前記第１の差及び前記第２の差を用いて、前記振動圧力
波形の前記所定の部分の差を圧力差に変換するための拡
縮差係数を導き出す工程と、 前記振動圧力波形の前記所定の部分の最大値と前記振動
圧力波形の前記所定の部分の最小値との間の第３の差を
導き出す工程と、 前記拡縮差係数に前記第３の差を乗算することによって
圧力差を導き出す工程と、 前記収縮期血圧値から前記圧力差を減算する工程とを含
んでいる、請求項６記載の方法。 - 【請求項１０】 拡張期血圧を決定する工程は、 前記収縮期血圧値と前記平均動脈血圧値との間の第１の
差を導き出す工程と、 前記振動圧力波形の前記所定の部分の最大値と前記振動
圧力波形の前記所定の部分の平均値との間の第２の差を
導き出す工程と、 前記第１の差及び前記第２の差を用いて、前記振動圧力
波形の前記所定の部分の差を圧力差に変換するための拡
縮差係数を導き出す工程と、 前記振動圧力波形の前記所定の部分の平均値と前記振動
圧力波形の前記所定の部分の最小値との間の第３の差を
導き出す工程と、 前記拡縮差係数に前記第３の差を乗算することによって
圧力差を導き出す工程と、 前記平均動脈血圧値から前記圧力差を減算する工程とを
含んでいる、請求項６記載の方法。 - 【請求項１１】 前記振動圧力波形の前記所定の部分は
拡張期血圧より低いカフ圧力で取得された圧力測定値を
含んでいる、請求項６記載の方法。 - 【請求項１２】 前記振動圧力波形の前記所定の部分は
人の一心臓サイクル中に生じたものである、請求項６記
載の方法。 - 【請求項１３】 平均値を計算する前記工程は、前記振
動圧力波形の前記所定の部分を積分して積分値を生成
し、次いで該積分値を前記心臓サイクルの一周期で割る
工程を含んでいる、請求項１２記載の方法。 - 【請求項１４】 振動圧力測定値の群を積分する工程
は、前記振動圧力波形の前記所定の部分についての圧力
測定値を合算する工程を含んでいる、請求項１３記載の
方法。 - 【請求項１５】 平均動脈血圧値を推定する前記工程
は、 前記振動圧力波形上の最大の大きさの点を突き止める工
程と、 前記最大の大きさの点と時間的に一致するカフ減圧圧力
を決定する工程とを含んでいる、請求項６記載の方法。 - 【請求項１６】 血圧を間接的に測定する方法であっ
て、 (a) 身体の一部分の周りにカフ（１２）を配置する工程
と、 (b) 前記カフ（１２）を所定の圧力まで膨張させる工程
と、 (c) 前記カフ（１２）内の圧力を周期的に測定して、複
数のカフ圧力測定値及び振動圧力波形を生成する工程
と、 (d) 前記カフ（１２）を所定の圧力変分だけ減圧して、
前記カフ内に減圧圧力を生成する工程と、 (e) 複数の時間の間に前記工程(c) および(d) を繰り返
して、複数の振動圧力波形を生成する工程と、 (f) 前記複数のカフ圧力測定値から収縮期血圧値を推定
する工程と、 (g) 前記複数のカフ圧力測定値から基準圧力値を導き出
す工程と、 (h) 前記複数の振動圧力波形のうちの１つを選択し、そ
れを選択後振動圧力波形と呼ぶ工程と、 (i) 前記選択後振動圧力波形の最大値および最小値を識
別する工程と、 (j) 前記選択後振動圧力波形から基準振動値を導き出す
工程と、 (k) 前記収縮期血圧値、前記基準圧力値、前記最大値、
前記最小値及び前記基準振動値から拡張期血圧を決定す
る工程とを有する血圧測定方法。 - 【請求項１７】 基準振動値を導き出す前記工程は、前
記選択後振動圧力波形についての平均値を計算する工程
を含んでいる、請求項１６記載の方法。 - 【請求項１８】 基準圧力値を導き出す前記工程は、複
数の振動圧力測定値から平均動脈血圧を決定する工程を
含んでいる、請求項１７記載の方法。 - 【請求項１９】 前記複数の振動圧力波形のうちの１つ
を選択する前記工程は、 前記複数のカフ圧力測定値から推定拡張期血圧値を決定
する工程と、 前記推定拡張期血圧値より低いカフの減圧圧力で取得さ
れた振動圧力波形を選択する工程とを含んでいる、請求
項１６記載の方法。 - 【請求項２０】 拡張期血圧を決定する前記工程は、 前記収縮期血圧値と前記基準圧力値との間の第１の差を
導き出す工程と、 前記最大値と前記基準振動値との間の第２の差を導き出
す工程と、 前記第１の差及び前記第２の差を用いて、前記振動圧力
波形の前記所定の部分の差を圧力差に変換するための拡
縮差係数を導き出す工程と、 前記最大値と前記最小値との間の第３の差を導き出す工
程と、 前記拡縮差係数に前記第３の差を乗算することによって
圧力差を導き出す工程と、 前記収縮期血圧値から前記圧力差を減算する工程とを含
んでいる、請求項１６記載の方法。 - 【請求項２１】 拡張期血圧を決定する工程は、 前記収縮期血圧値と前記基準圧力値との間の第１の差を
導き出す工程と、 前記最大値と前記基準振動値との間の第２の差を導き出
す工程と、 前記第１の差及び前記第２の差を用いて、前記振動圧力
波形の前記所定の部分の差を圧力差に変換するための拡
縮差係数を導き出す工程と、 前記基準振動値と前記最小値との間の第３の差を導き出
す工程と、 前記拡縮差係数に前記第３の差を乗算することによって
圧力差を導き出す工程と、 前記基準圧力値から前記圧力差を減算する工程とを含ん
でいる、請求項１６記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/950,089 US6517495B1 (en) | 2001-09-10 | 2001-09-10 | Automatic indirect non-invasive apparatus and method for determining diastolic blood pressure by calibrating an oscillation waveform |
| US09/950089 | 2001-09-10 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003180640A true JP2003180640A (ja) | 2003-07-02 |
| JP2003180640A5 JP2003180640A5 (ja) | 2005-10-27 |
| JP4289850B2 JP4289850B2 (ja) | 2009-07-01 |
Family
ID=25489928
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002262194A Expired - Fee Related JP4289850B2 (ja) | 2001-09-10 | 2002-09-09 | 振動波形を較正することによって拡張期血圧を決定するための自動間接的非侵襲式装置及び方法 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6517495B1 (ja) |
| JP (1) | JP4289850B2 (ja) |
| GB (1) | GB2381076B (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007522857A (ja) * | 2004-02-18 | 2007-08-16 | ミクロス・イリエス | 血行動態パラメータを測定する装置および方法 |
| WO2014050297A1 (ja) * | 2012-09-25 | 2014-04-03 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧測定装置、脈波検出方法 |
| KR101454204B1 (ko) | 2013-04-02 | 2014-10-23 | 한국표준과학연구원 | 탄성체를 이용한 가변압력 공급장치, 방법, 가상혈압발생장치 및 혈압계 성능시험방법 |
| JP2017519596A (ja) * | 2014-07-10 | 2017-07-20 | ウエスタン クリニカル エンジニアリング リミテッド | 個別タニケットシステム |
| WO2018093846A1 (en) * | 2016-11-15 | 2018-05-24 | Welch Allyn, Inc. | Method and systems for correcting for arterial compliance in a blood pressure assessment |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB2403809B (en) * | 2003-07-10 | 2005-06-01 | Stephen Gray | Osteopathic recording apparatus |
| US7429245B2 (en) * | 2003-07-14 | 2008-09-30 | Welch Allyn, Inc. | Motion management in a fast blood pressure measurement device |
| RU2309668C1 (ru) | 2006-02-20 | 2007-11-10 | Александр Сергеевич Парфенов | Способ неинвазивного определения функции эндотелия и устройство для его осуществления |
| US20080033307A1 (en) * | 2006-07-24 | 2008-02-07 | Baudoin Jody A | Intermittent pneumatic compression device with non-invasive blood pressure monitoring |
| US8602997B2 (en) * | 2007-06-12 | 2013-12-10 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn system for measuring continuous non-invasive blood pressure (cNIBP) |
| US11330988B2 (en) | 2007-06-12 | 2022-05-17 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn system for measuring continuous non-invasive blood pressure (cNIBP) |
| US20100130875A1 (en) * | 2008-06-18 | 2010-05-27 | Triage Wireless, Inc. | Body-worn system for measuring blood pressure |
| US8419649B2 (en) * | 2007-06-12 | 2013-04-16 | Sotera Wireless, Inc. | Vital sign monitor for measuring blood pressure using optical, electrical and pressure waveforms |
| US20090118628A1 (en) * | 2007-11-01 | 2009-05-07 | Triage Wireless, Inc. | System for measuring blood pressure featuring a blood pressure cuff comprising size information |
| GB2465787B (en) | 2008-11-28 | 2011-04-06 | Royal United Hospital Bath Nhs Trust | Method of measuring blood pressure and apparatus for performing the same |
| EP2198773A1 (en) * | 2008-12-18 | 2010-06-23 | Mismed S.R.L. | System and method for self-validation of arterial pressure measurements |
| US8057400B2 (en) * | 2009-05-12 | 2011-11-15 | Angiologix, Inc. | System and method of measuring changes in arterial volume of a limb segment |
| KR101640498B1 (ko) * | 2009-05-22 | 2016-07-19 | 삼성전자주식회사 | 가변 특성비를 이용하는 혈압 추정 장치 및 방법 |
| US10420476B2 (en) | 2009-09-15 | 2019-09-24 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn vital sign monitor |
| US8747328B2 (en) | 2011-04-29 | 2014-06-10 | Raytheon Bbn Technologies Corp. | Continuous blood pressure monitoring |
Family Cites Families (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4360029A (en) | 1978-04-10 | 1982-11-23 | Johnson & Johnson | Automatic mean blood pressure reading device |
| US4349034A (en) | 1978-04-10 | 1982-09-14 | Johnson & Johnson | Automatic mean blood pressure reading device |
| US4425920A (en) | 1980-10-24 | 1984-01-17 | Purdue Research Foundation | Apparatus and method for measurement and control of blood pressure |
| JPS59181129A (ja) * | 1983-03-31 | 1984-10-15 | 株式会社エー・アンド・ディ | 血圧測定装置 |
| US4669485A (en) * | 1984-02-17 | 1987-06-02 | Cortronic Corporation | Apparatus and method for continuous non-invasive cardiovascular monitoring |
| EP0154995B1 (en) * | 1984-03-13 | 1990-09-19 | Omron Tateisi Electronics Co. | Device for measuring blood pressure |
| US4543962A (en) | 1984-07-09 | 1985-10-01 | Critikon, Inc. | Method of automated blood pressure detection |
| US4638810A (en) | 1985-07-05 | 1987-01-27 | Critikon, Inc. | Automated diastolic blood pressure monitor with data enhancement |
| US5099853A (en) * | 1986-12-25 | 1992-03-31 | Colin Electronics Co., Ltd. | Blood pressure monitoring system |
| CS272057B1 (en) | 1987-03-27 | 1991-01-15 | Jan Doc Mudr Csc Penaz | Blood pressure automatic non-invasive meter |
| US4889133A (en) | 1988-05-25 | 1989-12-26 | Protocol Systems, Inc. | Method for noninvasive blood-pressure measurement by evaluation of waveform-specific area data |
| US4873987A (en) | 1988-06-30 | 1989-10-17 | Ljubomir Djordjevich | Noninvasive continuous monitor of arterial blood pressure waveform |
| US4949710A (en) | 1988-10-06 | 1990-08-21 | Protocol Systems, Inc. | Method of artifact rejection for noninvasive blood-pressure measurement by prediction and adjustment of blood-pressure data |
| US5178154A (en) | 1990-09-18 | 1993-01-12 | Sorba Medical Systems, Inc. | Impedance cardiograph and method of operation utilizing peak aligned ensemble averaging |
| US5785659A (en) | 1994-04-15 | 1998-07-28 | Vital Insite, Inc. | Automatically activated blood pressure measurement device |
| JP3318727B2 (ja) | 1994-06-06 | 2002-08-26 | 日本光電工業株式会社 | 脈波伝播時間方式血圧計 |
| US5590662A (en) | 1995-02-15 | 1997-01-07 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Detection of oscillometric blood pressure complexes using correlation |
| US5865755A (en) | 1996-10-11 | 1999-02-02 | Dxtek, Inc. | Method and apparatus for non-invasive, cuffless, continuous blood pressure determination |
| FI103760B (fi) * | 1997-09-12 | 1999-09-30 | Polar Electro Oy | Menetelmä ja järjestely verenpaineen mittauksessa |
| JP2000126142A (ja) | 1998-10-29 | 2000-05-09 | Nippon Colin Co Ltd | 非観血連続血圧推定装置 |
| US6405075B1 (en) * | 1999-10-05 | 2002-06-11 | Palco Labs, Inc. | Apparatus and method of finding the diastolic blood pressure point using pulse oximetry |
-
2001
- 2001-09-10 US US09/950,089 patent/US6517495B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2002
- 2002-09-09 JP JP2002262194A patent/JP4289850B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2002-09-10 GB GB0220993A patent/GB2381076B/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007522857A (ja) * | 2004-02-18 | 2007-08-16 | ミクロス・イリエス | 血行動態パラメータを測定する装置および方法 |
| JP4704361B2 (ja) * | 2004-02-18 | 2011-06-15 | ミクロス・イリエス | 血行動態パラメータを測定する装置および方法 |
| WO2014050297A1 (ja) * | 2012-09-25 | 2014-04-03 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧測定装置、脈波検出方法 |
| JP2014064665A (ja) * | 2012-09-25 | 2014-04-17 | Omron Healthcare Co Ltd | 血圧測定装置、脈波検出方法 |
| US10016139B2 (en) | 2012-09-25 | 2018-07-10 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Blood pressure measurement apparatus and pulse wave detection method |
| KR101454204B1 (ko) | 2013-04-02 | 2014-10-23 | 한국표준과학연구원 | 탄성체를 이용한 가변압력 공급장치, 방법, 가상혈압발생장치 및 혈압계 성능시험방법 |
| JP2017519596A (ja) * | 2014-07-10 | 2017-07-20 | ウエスタン クリニカル エンジニアリング リミテッド | 個別タニケットシステム |
| WO2018093846A1 (en) * | 2016-11-15 | 2018-05-24 | Welch Allyn, Inc. | Method and systems for correcting for arterial compliance in a blood pressure assessment |
| US10772571B2 (en) | 2016-11-15 | 2020-09-15 | Welch Allyn, Inc. | Method and systems for correcting for arterial compliance in a blood pressure assessment |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4289850B2 (ja) | 2009-07-01 |
| GB0220993D0 (en) | 2002-10-23 |
| GB2381076B (en) | 2005-02-16 |
| GB2381076A (en) | 2003-04-23 |
| US6517495B1 (en) | 2003-02-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4289850B2 (ja) | 振動波形を較正することによって拡張期血圧を決定するための自動間接的非侵襲式装置及び方法 | |
| JP4704361B2 (ja) | 血行動態パラメータを測定する装置および方法 | |
| US6338719B1 (en) | Method and system for detecting vascular conditions using an occlusive arm cuff plethysmograph | |
| JP3703496B2 (ja) | 誘発された摂動を測定して生理学的パラメータを測定するための装置および方法 | |
| US6120459A (en) | Method and device for arterial blood pressure measurement | |
| US5830131A (en) | Apparatus and method for measuring an induced perturbation to determine a physical condition of the human arterial system | |
| JP2938234B2 (ja) | 指カフキャリブレーション装置を備えた血圧モニタ装置 | |
| US6440080B1 (en) | Automatic oscillometric apparatus and method for measuring blood pressure | |
| JP5820724B2 (ja) | 血圧測定装置および方法 | |
| JP2016501055A (ja) | 改良された血圧モニタ及び方法 | |
| JPS62500220A (ja) | 較正された動脈血圧測定装置 | |
| EP1227754A1 (en) | Apparatus and method for measuring an induced perturbation to determine a physiological parameter | |
| JP2012125576A (ja) | 血圧推定の向上のための適応時間領域フィルタ処理 | |
| EP1264573A2 (en) | Blood-pressure measurement apparatus capable of heart function assessment | |
| KR101604078B1 (ko) | 저가압 혈압 측정 장치 및 방법 | |
| US20090012411A1 (en) | Method and apparatus for obtaining electronic oscillotory pressure signals from an inflatable blood pressure cuff | |
| JP3712418B2 (ja) | 誘発された摂動を測定してヒト動脈系の物理的状態を決定するための装置および方法 | |
| EP3705033A1 (en) | Blood pressure measurement device and control method | |
| US6475154B1 (en) | Method and apparatus for non-invasive blood-pressure measurement | |
| JP7281777B2 (ja) | 血圧測定システム及びそれを利用した血圧測定方法 | |
| JP2009153843A (ja) | 血圧測定装置 | |
| US6458085B1 (en) | Method and apparatus for oscillometric blood-pressure measurement | |
| JP6854804B2 (ja) | 改良された血圧測定システム | |
| RU2698447C1 (ru) | Способ определения артериального давления в плече на каждом сердечном сокращении | |
| Drzewiecki et al. | Modeling of noninvasive arterial blood pressure methods |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050906 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050906 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20080902 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080929 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20090127 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20090204 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20090303 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20090331 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120410 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120410 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130410 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130410 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140410 Year of fee payment: 5 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |