JP2690093B2 - 電子血圧計 - Google Patents
電子血圧計Info
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Description
【発明の詳細な説明】
産業上の利用分野
本発明は電子血圧計に関するものである。
従来の技術
従来の電子血圧計の構成を第７図に示し，その測定原
理を説明する。まず腕帯40を人体の上腕に装着する。そ
の時腕帯40に内蔵しているマイク41を人体の上腕の動脈
の位置に合わせる。次にゴム球42でゴム管43を通して腕
帯内に送気して加圧する。ゴム球42による送気を停止す
るとゴム球42に内蔵された微排弁から微排され、腕帯内
の圧力は徐々に低下する。また腕帯40内の圧力はゴム管
43に接続された圧力センサ44で検出され，圧力センサ44
の出力はA/D変換器45でデジタル信号に変換され,CPU46
の入力となる。また腕帯40内の圧力が高い時は上腕の動
脈は圧迫され阻血しているので動脈上のマイク41の出力
は低周波であるが、圧力の低下とともに血が流れ始めマ
イク41の出力にコロトコフ音が発生し、さらに圧力が低
下するとコロトコフ音が消滅する。従って、前記マイク
41の出力電圧を増幅回路48で増幅し、前記増幅回路48の
出力電圧をフィルタ回路49に入力してコロトコフ音を検
出する。前記フィルタ回路49の出力を比較器50で比較し
て前記CPU46の入力とし、CPU46において比較器50の出力
が最初にハイになった時のA/D変換器45の出力を最高血
圧として、最後にハイを検出した時のA/D変換器45の出
力を最低血圧として、表示器47で表示する。 発明が解決しようとする問題点 従来の電子血圧計では、腕帯を装着する時にマイクと
動脈の位置合わせを必要として不便である。またマイク
でコロトコフ音を検出するため電気ノイズや騒音で誤動
作することがあった。そこで本発明はマイクレスで容易
に血圧が測定でき、しかも低コストの血圧計を提供する
ことを目的としている。 問題点を解決するための手段 本発明は上記問題点を解決するため、人体の上腕に装
着される腕帯と、前記腕帯に送気して人体の上腕を阻血
するまで加圧する加圧手段と、徐々に微排する微排手段
と、前記加圧手段による加圧終了誤第１の所定時間を計
測する第１の計測手段と、前記腕帯内の圧力を一定のサ
ンプリング周期で検出する圧力検出手段と、前記圧力検
出手段の出力をデジタル圧力信号に変換する変換手段
と、微排中に脈拍に同期して発生する圧力振動の起点を
検出する第１の検出手段と、前記圧力振動の終点を検出
する第２の検出手段と、前記圧力振動の瞬時値を演算に
よって求める第１の演算手段と、前記圧力振動の瞬時値
の極大値を微排中に発生する圧力振動の大きさとして前
記圧力振動の前記起点から前記終点までの範囲で検出す
る第３の検出手段と、前記圧力振動の大きさと前記圧力
振動の起点の圧力を記憶する記憶手段と、前記圧力振動
の大きさと前記圧力振動の起点の圧力から血圧値を決定
する決定手段と、前記血圧値を表示する表示手段とを具
備した電子血圧計において、今回の圧力振動の起点と今
回の圧力振動の終点間が第３の所定時間以上になった
時、その時までの第１の所定レベル以上の前記圧力振動
の拍数が第１の所定拍数未満の時は前記記憶手段の内容
はキャンセルして再測定を開始し、前記第１の所定拍数
以上の時は測定中止する事によって、測定中のモーショ
ンアーティファクトを検出し血圧の誤測定を保護する第
１の保護手段を具備したものである。 作用 本発明は上記した構成で、マイクレスとすることによ
り、位置合わせを不要とし且つ低コスト化するものであ
る。また、血管音の大きさを圧力の振動分として容易に
検出すると共に、排気速度の変化による影響をなくすた
め微排中の圧力降下直線に対する変化分を圧力の振動分
として検出しているので、排気速度の関係無く正確な血
圧値が得られる。また、測定中のモーションアーティフ
ァクトに対する保護機能により血圧の誤決定を防止して
いる。 実施例 以下、本発明の実施例を第１図〜第６図に沿って詳細
に説明する。まず、第１図に示す腕帯１を人体の上腕に
装着する。この時、従来例とは異なりマイクが無い為、
動脈との位置合わせは不要である。次にゴム球２でゴム
管３を通して腕帯内に送気し最高血圧より高い圧力まで
加圧する。この間を加圧モードと称する。次にゴム球２
に内蔵された微排弁を通して微排し、徐々に圧力を低下
させる。また腕帯１内の圧力はゴム管３に接続された圧
力センサ４で検出され、圧力センサ４の出力はA/D変換
器５でデジタル圧力信号に変換されてCPU6の入力とな
る。前記A/D変換器５は従来例の腕帯内の圧力値のみを
検出するA/D変換器34とは異なり、血管音による圧力の
微小変化も同時に検出するため分解能が高いもの（1/10
mmHg以上）を使用する。 次に検出したデジタル圧力信号のCPU6における処理方
法を第２図〜第６図に沿って説明する。測定が完了する
までを測定モードと称し、その後排気が完了するまでを
排気モードと称す（第３図）。測定モードにおいて、ま
ずデータの取り込みを開始する（ステップ８）。測定開
始直後の圧力p1を取り込み（ステップ９）、初期データ
としてストアする（ステップ10）。次のサンプリング時
の圧力p2を取り込み（ステップ11）、ストアする（ステ
ップ12）。サンプリング時間はA/D変換器５の分解能、C
PU6の演算時間、血管音による圧力の微小変化波形の検
出等を考慮して決定する。一例としては、10〜20ms位で
設定すればよく、ここでは、仮に20msとする。次に、初
期設定を行い（ステップ13）、ｉをインクリメントして
（ステップ14）、次のサンプリング時間後の圧力測定を
行う（ステップ15）。次に圧力の振動分qiを式（１）の
演算により求める（ステップ16）。 qi＝pi−｛Pn−Pn-1−Pn）（ｉ−Tn）／（Tn−Tn-1）｝
… （１） ここで、ｉは測定開始後ｉ番目のサンプリングである
ことを示し、piは現在の圧力の瞬時値、Pn,Tnはｎ拍目
の振動分の起点の圧力とｎ拍目の起点のｉの値を示す
（第３図，第４図参照）。測定開始直後の場合はPn-1，
Tn-1は測定開始直後のデータ、Pn,Tnは２番目のデータ
である。２拍目以降の場合は、Pn-1，Tn-1は１拍前の圧
力振動の起点のデータ、Pn,Tnは今回の拍の圧力振動の
起点である。 次に、qiの極大値をストアする（ステップ17,18）。
次に圧力振動の起点を検出する（ステップ19,20,21）。
圧力振動の起点からの時間経過がTs未満の時は前拍と今
回の拍の起点の延長線と比較し（ステップ20）、前記時
間経過がTs以上の時は前記延長線に（ｉ−Tn−Ts）r1を
加算した直線と比較して（ステップ21）、いづれの場合
も圧力の振動分qiが等しい又は小さかったら、拍間周期
計測用タイマt1をリセットし再スタートする（ステップ
22）。以上の処理では圧力の振動分の終点を検出すると
ともに、前拍との拍間の周期を計測する。ここで、微排
中の圧力降下線が第３図のように下に凸であっても確実
に圧力の振動分の終点を検出できるように、第４図の一
点鎖線で示す折れ線と圧力の振動分qiとの大小比較を行
う。なお、Tsは３サンプリング時間、即ち、60ms程度と
する。また、r1は係数であり、前述のように圧力の振動
分qiの終点が確実に検出できるような値（例えば３〜10
程度）とする。qiの方が大きく、また圧力振動分qiの終
点が検出されていない場合は、t1がタイムオーバしてい
るか否か判定し（ステップ33）タイムオーバしていなか
ったらステップ14に戻りステップ21までの処理を繰り返
す。以上の様にして今回の圧力振動の極大値を検出し、
今回の圧力振動の大きさQnがある判定レベルr2（例えば
0.2mmHg程度）より大であるか判定し（ステップ23）、
大きくない場合は今回の圧力の振動値はキャンセルして
現在の瞬時値を新たな圧力の起点としてストアし（ステ
ップ34）、ステップ14に戻りステップ23までの処理を繰
り返す。以上の処理を図示すると第４図のようになりこ
の様にして圧力振動の大きさQnとその時の起点の圧力Pn
を検出して行く。 次にQnがある判定レベルr3（例えば0.5mmHg程度）以
上の拍を現時点までに何拍（N1）検出したかカウントす
る（ステップ24,25）。 次に測定開始後ある所定時間（11）経過したか否か判
定し（ステップ26）、まだ経過していない場合はステッ
プ27から30の処理を行う。I1は例えば３〜４秒程度に設
定する。例えば２拍目の圧力振動Q2をQsとしてストアし
（ステップ27）、ある判定レベルr4以上の拍数（N2）を
カウントし（ステップ28,29）、N2がある拍数Ns1以上に
なったら（ステップ30）、加圧不足（第５図参照）であ
ると判定し加圧不足の表示を行う（ステップ39）。ここ
でr4は例えば0.5mmHgであり、Ns1は例えば２、３、４の
いずれかに設定する。すなわち、加圧が足りていれば小
さな圧力振動から始めるべきところ、加圧不足の場合は
最初から大きな圧力振動が発生するので、それを検知し
て加圧不足と判定する。 次にQnが最大値に達したかどうか判定し（ステップ3
1）、達していない場合はｎをインクリメントして（ス
テップ36）、現在の瞬時値を新たな圧力の起点としてス
トアし（ステップ37）、Qnの最大値が決定されるまでス
テップ14〜31を繰り返す。Qnの最大値が決定される（Qm
axとする）と、QsがKsQmaxより大きい場合は加圧不足
（第６図参照）であると判定し（ステップ32）加圧不足
の表示を行う（ステップ39）。Ksは例えば0.5とする。
この加圧不足判定は本来加圧不足であるにもかかわらず
圧力振動が全体的に小さい人の血圧測定で、前述の加圧
不足判定で検出できなかった場合に作動する。 一方、QsがKsQmaxに比べて小さいか等しい場合は検出
レベルK1Qmax以上となる最初のQnの時の圧力値Pnを最高
血圧とし、K2Qmax以下となる最初のQnの時の圧力値Pnを
最低血圧と決定する（ステップ35）。ここでK1、K2はい
ずれも0.3〜0.7の範囲内の係数である。条件を満たさず
血圧が決まらない時はステップ14〜35を繰り返す。決定
した血圧値を表示７で表示する。（ステップ39）。 ところで測定中のモーションアーティファクトによる
t1がある時間（例えば３秒）より長時間になった場合は
ある判定レベルr3以上の拍が現時点までに何拍（N1）検
出されたか判定し（ステップ38）、Ns2以下の場合は測
定データをキャンセルしてステップ９に戻り、その時点
から測定を再スタートする。Ns2より大の場合は異常表
示を行う（ステップ39）。ここでr3は例えば0.5mmHg、N
s2は例えば５拍とする。 以上の測定中に腕を動かしてしまった場合の対策であ
り、それまでの圧力振動の拍数がNs2すなわち５拍より
小さい場合それまでの測定データをキャンセルして、測
定を再スタートする。大きい場合（Ns2≧５）は異常表
示を行う。 発明の効果 以上の様に本発明によれば、マイクが不要でマイクの
位置合わせが不要となる。また、マイク，増幅回路，フ
ィルタ回路及び比較器が不要となり低コスト化される。
また、血管音の大きさを圧力値の振動分として容易に検
出でき、補正によって排気速度による影響をなくして検
出できる為、正確な血圧を検出できる電子血圧計を提供
することができる。また、モーションアーティファクト
に対する保護機能により血圧の異常決定を防止する事が
出来る。
理を説明する。まず腕帯40を人体の上腕に装着する。そ
の時腕帯40に内蔵しているマイク41を人体の上腕の動脈
の位置に合わせる。次にゴム球42でゴム管43を通して腕
帯内に送気して加圧する。ゴム球42による送気を停止す
るとゴム球42に内蔵された微排弁から微排され、腕帯内
の圧力は徐々に低下する。また腕帯40内の圧力はゴム管
43に接続された圧力センサ44で検出され，圧力センサ44
の出力はA/D変換器45でデジタル信号に変換され,CPU46
の入力となる。また腕帯40内の圧力が高い時は上腕の動
脈は圧迫され阻血しているので動脈上のマイク41の出力
は低周波であるが、圧力の低下とともに血が流れ始めマ
イク41の出力にコロトコフ音が発生し、さらに圧力が低
下するとコロトコフ音が消滅する。従って、前記マイク
41の出力電圧を増幅回路48で増幅し、前記増幅回路48の
出力電圧をフィルタ回路49に入力してコロトコフ音を検
出する。前記フィルタ回路49の出力を比較器50で比較し
て前記CPU46の入力とし、CPU46において比較器50の出力
が最初にハイになった時のA/D変換器45の出力を最高血
圧として、最後にハイを検出した時のA/D変換器45の出
力を最低血圧として、表示器47で表示する。 発明が解決しようとする問題点 従来の電子血圧計では、腕帯を装着する時にマイクと
動脈の位置合わせを必要として不便である。またマイク
でコロトコフ音を検出するため電気ノイズや騒音で誤動
作することがあった。そこで本発明はマイクレスで容易
に血圧が測定でき、しかも低コストの血圧計を提供する
ことを目的としている。 問題点を解決するための手段 本発明は上記問題点を解決するため、人体の上腕に装
着される腕帯と、前記腕帯に送気して人体の上腕を阻血
するまで加圧する加圧手段と、徐々に微排する微排手段
と、前記加圧手段による加圧終了誤第１の所定時間を計
測する第１の計測手段と、前記腕帯内の圧力を一定のサ
ンプリング周期で検出する圧力検出手段と、前記圧力検
出手段の出力をデジタル圧力信号に変換する変換手段
と、微排中に脈拍に同期して発生する圧力振動の起点を
検出する第１の検出手段と、前記圧力振動の終点を検出
する第２の検出手段と、前記圧力振動の瞬時値を演算に
よって求める第１の演算手段と、前記圧力振動の瞬時値
の極大値を微排中に発生する圧力振動の大きさとして前
記圧力振動の前記起点から前記終点までの範囲で検出す
る第３の検出手段と、前記圧力振動の大きさと前記圧力
振動の起点の圧力を記憶する記憶手段と、前記圧力振動
の大きさと前記圧力振動の起点の圧力から血圧値を決定
する決定手段と、前記血圧値を表示する表示手段とを具
備した電子血圧計において、今回の圧力振動の起点と今
回の圧力振動の終点間が第３の所定時間以上になった
時、その時までの第１の所定レベル以上の前記圧力振動
の拍数が第１の所定拍数未満の時は前記記憶手段の内容
はキャンセルして再測定を開始し、前記第１の所定拍数
以上の時は測定中止する事によって、測定中のモーショ
ンアーティファクトを検出し血圧の誤測定を保護する第
１の保護手段を具備したものである。 作用 本発明は上記した構成で、マイクレスとすることによ
り、位置合わせを不要とし且つ低コスト化するものであ
る。また、血管音の大きさを圧力の振動分として容易に
検出すると共に、排気速度の変化による影響をなくすた
め微排中の圧力降下直線に対する変化分を圧力の振動分
として検出しているので、排気速度の関係無く正確な血
圧値が得られる。また、測定中のモーションアーティフ
ァクトに対する保護機能により血圧の誤決定を防止して
いる。 実施例 以下、本発明の実施例を第１図〜第６図に沿って詳細
に説明する。まず、第１図に示す腕帯１を人体の上腕に
装着する。この時、従来例とは異なりマイクが無い為、
動脈との位置合わせは不要である。次にゴム球２でゴム
管３を通して腕帯内に送気し最高血圧より高い圧力まで
加圧する。この間を加圧モードと称する。次にゴム球２
に内蔵された微排弁を通して微排し、徐々に圧力を低下
させる。また腕帯１内の圧力はゴム管３に接続された圧
力センサ４で検出され、圧力センサ４の出力はA/D変換
器５でデジタル圧力信号に変換されてCPU6の入力とな
る。前記A/D変換器５は従来例の腕帯内の圧力値のみを
検出するA/D変換器34とは異なり、血管音による圧力の
微小変化も同時に検出するため分解能が高いもの（1/10
mmHg以上）を使用する。 次に検出したデジタル圧力信号のCPU6における処理方
法を第２図〜第６図に沿って説明する。測定が完了する
までを測定モードと称し、その後排気が完了するまでを
排気モードと称す（第３図）。測定モードにおいて、ま
ずデータの取り込みを開始する（ステップ８）。測定開
始直後の圧力p1を取り込み（ステップ９）、初期データ
としてストアする（ステップ10）。次のサンプリング時
の圧力p2を取り込み（ステップ11）、ストアする（ステ
ップ12）。サンプリング時間はA/D変換器５の分解能、C
PU6の演算時間、血管音による圧力の微小変化波形の検
出等を考慮して決定する。一例としては、10〜20ms位で
設定すればよく、ここでは、仮に20msとする。次に、初
期設定を行い（ステップ13）、ｉをインクリメントして
（ステップ14）、次のサンプリング時間後の圧力測定を
行う（ステップ15）。次に圧力の振動分qiを式（１）の
演算により求める（ステップ16）。 qi＝pi−｛Pn−Pn-1−Pn）（ｉ−Tn）／（Tn−Tn-1）｝
… （１） ここで、ｉは測定開始後ｉ番目のサンプリングである
ことを示し、piは現在の圧力の瞬時値、Pn,Tnはｎ拍目
の振動分の起点の圧力とｎ拍目の起点のｉの値を示す
（第３図，第４図参照）。測定開始直後の場合はPn-1，
Tn-1は測定開始直後のデータ、Pn,Tnは２番目のデータ
である。２拍目以降の場合は、Pn-1，Tn-1は１拍前の圧
力振動の起点のデータ、Pn,Tnは今回の拍の圧力振動の
起点である。 次に、qiの極大値をストアする（ステップ17,18）。
次に圧力振動の起点を検出する（ステップ19,20,21）。
圧力振動の起点からの時間経過がTs未満の時は前拍と今
回の拍の起点の延長線と比較し（ステップ20）、前記時
間経過がTs以上の時は前記延長線に（ｉ−Tn−Ts）r1を
加算した直線と比較して（ステップ21）、いづれの場合
も圧力の振動分qiが等しい又は小さかったら、拍間周期
計測用タイマt1をリセットし再スタートする（ステップ
22）。以上の処理では圧力の振動分の終点を検出すると
ともに、前拍との拍間の周期を計測する。ここで、微排
中の圧力降下線が第３図のように下に凸であっても確実
に圧力の振動分の終点を検出できるように、第４図の一
点鎖線で示す折れ線と圧力の振動分qiとの大小比較を行
う。なお、Tsは３サンプリング時間、即ち、60ms程度と
する。また、r1は係数であり、前述のように圧力の振動
分qiの終点が確実に検出できるような値（例えば３〜10
程度）とする。qiの方が大きく、また圧力振動分qiの終
点が検出されていない場合は、t1がタイムオーバしてい
るか否か判定し（ステップ33）タイムオーバしていなか
ったらステップ14に戻りステップ21までの処理を繰り返
す。以上の様にして今回の圧力振動の極大値を検出し、
今回の圧力振動の大きさQnがある判定レベルr2（例えば
0.2mmHg程度）より大であるか判定し（ステップ23）、
大きくない場合は今回の圧力の振動値はキャンセルして
現在の瞬時値を新たな圧力の起点としてストアし（ステ
ップ34）、ステップ14に戻りステップ23までの処理を繰
り返す。以上の処理を図示すると第４図のようになりこ
の様にして圧力振動の大きさQnとその時の起点の圧力Pn
を検出して行く。 次にQnがある判定レベルr3（例えば0.5mmHg程度）以
上の拍を現時点までに何拍（N1）検出したかカウントす
る（ステップ24,25）。 次に測定開始後ある所定時間（11）経過したか否か判
定し（ステップ26）、まだ経過していない場合はステッ
プ27から30の処理を行う。I1は例えば３〜４秒程度に設
定する。例えば２拍目の圧力振動Q2をQsとしてストアし
（ステップ27）、ある判定レベルr4以上の拍数（N2）を
カウントし（ステップ28,29）、N2がある拍数Ns1以上に
なったら（ステップ30）、加圧不足（第５図参照）であ
ると判定し加圧不足の表示を行う（ステップ39）。ここ
でr4は例えば0.5mmHgであり、Ns1は例えば２、３、４の
いずれかに設定する。すなわち、加圧が足りていれば小
さな圧力振動から始めるべきところ、加圧不足の場合は
最初から大きな圧力振動が発生するので、それを検知し
て加圧不足と判定する。 次にQnが最大値に達したかどうか判定し（ステップ3
1）、達していない場合はｎをインクリメントして（ス
テップ36）、現在の瞬時値を新たな圧力の起点としてス
トアし（ステップ37）、Qnの最大値が決定されるまでス
テップ14〜31を繰り返す。Qnの最大値が決定される（Qm
axとする）と、QsがKsQmaxより大きい場合は加圧不足
（第６図参照）であると判定し（ステップ32）加圧不足
の表示を行う（ステップ39）。Ksは例えば0.5とする。
この加圧不足判定は本来加圧不足であるにもかかわらず
圧力振動が全体的に小さい人の血圧測定で、前述の加圧
不足判定で検出できなかった場合に作動する。 一方、QsがKsQmaxに比べて小さいか等しい場合は検出
レベルK1Qmax以上となる最初のQnの時の圧力値Pnを最高
血圧とし、K2Qmax以下となる最初のQnの時の圧力値Pnを
最低血圧と決定する（ステップ35）。ここでK1、K2はい
ずれも0.3〜0.7の範囲内の係数である。条件を満たさず
血圧が決まらない時はステップ14〜35を繰り返す。決定
した血圧値を表示７で表示する。（ステップ39）。 ところで測定中のモーションアーティファクトによる
t1がある時間（例えば３秒）より長時間になった場合は
ある判定レベルr3以上の拍が現時点までに何拍（N1）検
出されたか判定し（ステップ38）、Ns2以下の場合は測
定データをキャンセルしてステップ９に戻り、その時点
から測定を再スタートする。Ns2より大の場合は異常表
示を行う（ステップ39）。ここでr3は例えば0.5mmHg、N
s2は例えば５拍とする。 以上の測定中に腕を動かしてしまった場合の対策であ
り、それまでの圧力振動の拍数がNs2すなわち５拍より
小さい場合それまでの測定データをキャンセルして、測
定を再スタートする。大きい場合（Ns2≧５）は異常表
示を行う。 発明の効果 以上の様に本発明によれば、マイクが不要でマイクの
位置合わせが不要となる。また、マイク，増幅回路，フ
ィルタ回路及び比較器が不要となり低コスト化される。
また、血管音の大きさを圧力値の振動分として容易に検
出でき、補正によって排気速度による影響をなくして検
出できる為、正確な血圧を検出できる電子血圧計を提供
することができる。また、モーションアーティファクト
に対する保護機能により血圧の異常決定を防止する事が
出来る。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明の一実施例における電子血圧計のブロッ
ク構成図、第２図は同電子血圧計による血圧検出方法の
流れを示すフローチャート、第３図，第４図は同電子血
圧計による圧力の振動分を検出する方法の説明図、第５
図，第６図は同電子血圧計における保護機能の説明図、
第７図は従来例の電子血圧計のブロック構成図である。 １……腕帯、２……ゴム球（加圧手段、微排手段）、３
……配管、４……圧力検出手段、５……A/D変換器、６
……CPU、７……表示器、26……第１の計測手段、20…
…第1,第２の検出手段、21……第２の検出手段、16……
第１の演算手段、17,18……第３の検出手段、22,24,25,
33,38……第１の保護手段、26,27,28,29,30,32……第２
の保護手段、35……決定手段。
ク構成図、第２図は同電子血圧計による血圧検出方法の
流れを示すフローチャート、第３図，第４図は同電子血
圧計による圧力の振動分を検出する方法の説明図、第５
図，第６図は同電子血圧計における保護機能の説明図、
第７図は従来例の電子血圧計のブロック構成図である。 １……腕帯、２……ゴム球（加圧手段、微排手段）、３
……配管、４……圧力検出手段、５……A/D変換器、６
……CPU、７……表示器、26……第１の計測手段、20…
…第1,第２の検出手段、21……第２の検出手段、16……
第１の演算手段、17,18……第３の検出手段、22,24,25,
33,38……第１の保護手段、26,27,28,29,30,32……第２
の保護手段、35……決定手段。
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 昭62−14831（ＪＰ，Ａ)
特開 昭62−87129（ＪＰ，Ａ)
特開 昭62−87130（ＪＰ，Ａ)
特開 昭61−128939（ＪＰ，Ａ)
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 １．人体の上腕に装着される腕帯と、前記腕帯に送気し
て人体の上腕を阻血するまで加圧する加圧手段と、徐々
に微排する微排手段と、前記加圧手段による加圧終了後
第１の所定時間を計測する第１の計測手段と、前記腕帯
内の圧力を一定のサンプリング周期で検出する圧力検出
手段と、前記圧力検出手段の出力をデジタル圧力信号に
変換する変換手段と、微排中に脈拍に同期して発生する
圧力振動の起点を検出する第１の検出手段と、前記圧力
振動の終点を検出する第２の検出手段と、前記圧力振動
の瞬時値を演算によって求める第１の演算手段と、前記
圧力振動の瞬時値の極大値を微排中に発生する圧力振動
の大きさとして前記圧力振動の前記起点から前記終点ま
での範囲で検出する第３の検出手段と、前記圧力振動の
大きさと前記圧力振動の起点の圧力を記憶する記憶手段
と、前記圧力振動の大きさと前記圧力振動の起点の圧力
から血圧値を決定する決定手段と、前記血圧値を表示す
る表示手段とを具備した電子血圧計において、今回の圧
力振動の起点と今回の圧力振動の終点間が第３の所定時
間以上になった時、その時までの第１の所定レベル以上
の前記圧力振動の拍数が第１の所定拍数未満の時は前記
記憶手段の内容はキャンセルして再測定を開始し、前記
第１の所定拍数以上の時は測定を中止する事によって、
測定中のモーションアーティファクトを検出し血圧の誤
測定を保護する第１の保護手段を具備した電子血圧計。 ２．人体の上腕に装着される腕帯と、前記腕帯に送気し
て人体の上腕を阻血するまで加圧する加圧手段と、徐々
に微排する微排手段と、前記加圧手段による加圧終了後
第１の所定時間を計測する第１の計測手段と、前記腕帯
内の圧力を一定のサンプリング周期で検出する圧力検出
手段と、前記圧力検出手段の出力をデジタル圧力信号に
変換する変換手段と、微排中に脈拍に同期して発生する
圧力振動の起点を検出する第１の検出手段と、前記圧力
振動の終点を検出する第２の検出手段と、前記圧力振動
の瞬時値を演算によって求める第１の演算手段と、前記
圧力振動の瞬時値の極大値を微排中に発生する圧力振動
の大きさとして前記圧力振動の前記起点から前記終点ま
での範囲で検出する第３の検出手段と、前記圧力振動の
大きさと前記圧力振動の起点の圧力を記憶する記憶手段
と、前記圧力振動の大きさと前記圧力振動の起点の圧力
から血圧値を決定する決定手段と、前記血圧値を表示す
る表示手段とを具備した電子血圧計において、今回の圧
力振動の起点と今回の圧力振動の終点間が第３の所定時
間以上になった時、その時までの第１の所定レベル以上
の前記圧力振動の拍数が第１の所定拍数未満の時は前記
記憶手段の内容はキャンセルして再測定を開始し、前記
第１の所定拍数以上の時は測定を中止する事によって、
測定中のモーションアーティファクトを検出し血圧の誤
測定を保護する第１の保護手段と、加圧完了して測定開
始後の第１の所定時間内に第２の所定レベル以上の圧力
振動を第２の所定拍数以上検出した時加圧不足を判定し
測定を中止する事により不正確な血圧測定を防止する第
２の保護手段とを具備した電子血圧計。 ３．人体の上腕に装着される腕帯と、前記腕帯に送気し
て人体の上腕を阻血するまで加圧する加圧手段と、徐々
に微排する微排手段と、前記加圧手段による加圧終了後
第１の所定時間を計測する第１の計測手段と、前記腕帯
内の圧力を一定のサンプリング周期で検出する圧力検出
手段と、前記圧力検出手段の出力をデジタル圧力信号に
変換する変換手段と、微排中に脈拍に同期して発生する
圧力振動の起点を検出する第１の検出手段と、前記圧力
振動の終点を検出する第２の検出手段と、前記圧力振動
の瞬時値を演算によって求める第１の演算手段と、前記
圧力振動の瞬時値の極大値を微排中に発生する圧力振動
の大きさとして前記圧力振動の前記起点から前記終点ま
での範囲で検出する第３の検出手段と、前記圧力振動の
大きさと前記圧力振動の起点の圧力を記憶する記憶手段
と、前記圧力振動の大きさと前記圧力振動の起点の圧力
から血圧値を決定する決定手段と、前記血圧値を表示す
る表示手段とを具備した電子血圧計において、今回の圧
力振動の起点と今回の圧力振動の終点間が第３の所定時
間以上になった時、その時までの第１の所定レベル以上
の前記圧力振動の拍数が第１の所定拍数未満の時は前記
記憶手段の内容はキャンセルして再測定を開始し、前記
第１の所定拍数以上の時は測定を中止する事によって、
測定中のモーションアーティファクトを検出し血圧の誤
測定を保護する第１の保護手段と、加圧完了して測定開
始後の第２の所定時間内の所定番目に検出された圧力振
動が記憶手段に記憶されている前記圧力振動の最大値に
所定係数をかけた値より大きい場合に加圧不足を判定し
不正確な血圧測定を防止する第３の保護手段とを具備し
た電子血圧計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62316605A JP2690093B2 (ja) | 1987-12-15 | 1987-12-15 | 電子血圧計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62316605A JP2690093B2 (ja) | 1987-12-15 | 1987-12-15 | 電子血圧計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01155829A JPH01155829A (ja) | 1989-06-19 |
| JP2690093B2 true JP2690093B2 (ja) | 1997-12-10 |
Family
ID=18078934
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62316605A Expired - Fee Related JP2690093B2 (ja) | 1987-12-15 | 1987-12-15 | 電子血圧計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2690093B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4878472B2 (ja) * | 2005-11-15 | 2012-02-15 | 日本精密測器株式会社 | アナログ状表示器を備えた電子式血圧計 |
| JP5919879B2 (ja) * | 2012-02-24 | 2016-05-18 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧測定装置、血圧測定方法、血圧測定プログラム |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6214831A (ja) * | 1985-07-12 | 1987-01-23 | 松下電工株式会社 | 電子血圧計 |
| JPS6287130A (ja) * | 1985-10-14 | 1987-04-21 | 松下電工株式会社 | 電子血圧計 |
| JPS6287129A (ja) * | 1985-10-14 | 1987-04-21 | 松下電工株式会社 | 電子血圧計 |
-
1987
- 1987-12-15 JP JP62316605A patent/JP2690093B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01155829A (ja) | 1989-06-19 |
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |