JP2772987B2 - 電子血圧計 - Google Patents
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- A61B5/02433—Details of sensor for infrared radiation
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Description
【発明の詳細な説明】 （イ）産業上の利用分野 この発明は、脈波の波形変化に基づいて血圧値を決定
する電子血圧計であって、特に最低血圧値の決定に特徴
を有する電子血圧計に関する。
する電子血圧計であって、特に最低血圧値の決定に特徴
を有する電子血圧計に関する。
（ロ）従来の技術 従来、脈波の波形変化に基づいて血圧値を決定する電
子血圧計において、最低血圧値の決定は、次の２つの方
式が採用されている。
子血圧計において、最低血圧値の決定は、次の２つの方
式が採用されている。
１つの方式は、脈波の出現点に対応するカフ圧を最高
血圧値とし、最大脈波出現点に対応するカフ圧を平均血
圧値と見做し、この最高血圧値と平均血圧値とを用い
て、所定の計算式により最低血圧値を算出する方式であ
る。また、他の方式は、最大脈波振幅の相対値、例えば
脈波振幅減少過程において、最大脈波振幅値の所定割合
であるしきい値（最大脈波振幅値の約70％）に最も近い
脈波振幅値を検出し、この時点のカフ圧を最低血圧値と
決定する方式である。
血圧値とし、最大脈波出現点に対応するカフ圧を平均血
圧値と見做し、この最高血圧値と平均血圧値とを用い
て、所定の計算式により最低血圧値を算出する方式であ
る。また、他の方式は、最大脈波振幅の相対値、例えば
脈波振幅減少過程において、最大脈波振幅値の所定割合
であるしきい値（最大脈波振幅値の約70％）に最も近い
脈波振幅値を検出し、この時点のカフ圧を最低血圧値と
決定する方式である。
（ハ）発明が解決しようとする課題点 上記、前者の最低血圧決定方式（最高血圧値と平均血
圧値とから算出する方式）では、平均血圧が最高血圧と
最低血圧の間で、且つ最低血圧から1/3の点にあること
を前提としている。ところが、血圧の波形は個人又は生
体の条件によって変化し、1/3の値から大きく外れてい
る場合も少なくない。従って、この方式では測定条件に
よって、最低血圧値に大きな誤差を生み出す虞れがあ
る。一方、後者の最低血圧決定方式（脈波振幅減少過程
における最大脈波振幅値の70％に対応するカフ圧を最低
血圧とする方式）では、単に経験（統計的）に基づいた
方式であって、測定原理としての理論的根拠が薄く、測
定精度における信頼性が低い等の欠点があった。
圧値とから算出する方式）では、平均血圧が最高血圧と
最低血圧の間で、且つ最低血圧から1/3の点にあること
を前提としている。ところが、血圧の波形は個人又は生
体の条件によって変化し、1/3の値から大きく外れてい
る場合も少なくない。従って、この方式では測定条件に
よって、最低血圧値に大きな誤差を生み出す虞れがあ
る。一方、後者の最低血圧決定方式（脈波振幅減少過程
における最大脈波振幅値の70％に対応するカフ圧を最低
血圧とする方式）では、単に経験（統計的）に基づいた
方式であって、測定原理としての理論的根拠が薄く、測
定精度における信頼性が低い等の欠点があった。
この発明は、以上のような課題を解消させ、原理的に
明確であり、且つ測定精度及び信頼性の高い最低血圧決
定方式を備えた電子血圧計を提供することを目的とす
る。
明確であり、且つ測定精度及び信頼性の高い最低血圧決
定方式を備えた電子血圧計を提供することを目的とす
る。
（ニ）課題を解決するための手段及び作用 この目的を達成させるために、この発明の電子血圧計
では、次のような構成としている。
では、次のような構成としている。
電子血圧計は、カフと、このカフ内の流体を加圧する
加圧手段と、前記カフ内の流体圧を減圧する減圧手段
と、前記カフ内の流体内を検出する圧力検出手段と、前
記カフの装着部位の脈波を検出する脈波検出手段と、前
記圧力検出手段で検出された液体圧及び前記脈波検出手
段で検出された脈波とに基づいて血圧値を決定する血圧
値決定手段とを備えてなる電子血圧計であって、前記脈
波検出手段で検出された脈波の平坦部分を抽出する平坦
部抽出手段を備え、前記血圧値決定手段は、この平坦部
抽出手段で抽出された平坦部分が、減圧測定において消
失する点或いは加圧測定において出現する点に対応する
前記カフ内の流体圧を、最低血圧値と決定する手段を含
むことを特徴としている。
加圧手段と、前記カフ内の流体圧を減圧する減圧手段
と、前記カフ内の流体内を検出する圧力検出手段と、前
記カフの装着部位の脈波を検出する脈波検出手段と、前
記圧力検出手段で検出された液体圧及び前記脈波検出手
段で検出された脈波とに基づいて血圧値を決定する血圧
値決定手段とを備えてなる電子血圧計であって、前記脈
波検出手段で検出された脈波の平坦部分を抽出する平坦
部抽出手段を備え、前記血圧値決定手段は、この平坦部
抽出手段で抽出された平坦部分が、減圧測定において消
失する点或いは加圧測定において出現する点に対応する
前記カフ内の流体圧を、最低血圧値と決定する手段を含
むことを特徴としている。
このような構成を有する電子血圧計では、最低血圧値
を決定するのに、検出した脈波波形から脈波の平坦部分
を抽出し、この脈波の平坦部分が消失した時点（減圧測
定において、平坦部分が消失した時点）のカフ圧を最低
血圧値と決定する。つまり、この最低血圧決定方式は次
の現象に基づいて案出したものである。カフ圧が、最高
血圧よりも大きい場合は、血管が圧平されており（押し
潰されており）、その区間は血管容積に変化がなく、心
臓拡張期で脈波に変化のない部分（平坦部分）が生じ
る。また、カフ圧が最高血圧と最低血圧との間にある場
合は、区間的にカフ圧より血管内圧が低いところがあ
り、そこでは血管が圧平されて脈波が平坦になる。更
に、カフ圧が低くなり、最低血圧以下になると、血管は
いずれの区間においても全く圧平されず、脈波の平坦部
分は消失する。従って、脈波の平坦部分が消失する点に
対応するカフ圧を、最低血圧値とする決定方式は、理論
的に明快であり、測定精度においても信頼性が高い。
を決定するのに、検出した脈波波形から脈波の平坦部分
を抽出し、この脈波の平坦部分が消失した時点（減圧測
定において、平坦部分が消失した時点）のカフ圧を最低
血圧値と決定する。つまり、この最低血圧決定方式は次
の現象に基づいて案出したものである。カフ圧が、最高
血圧よりも大きい場合は、血管が圧平されており（押し
潰されており）、その区間は血管容積に変化がなく、心
臓拡張期で脈波に変化のない部分（平坦部分）が生じ
る。また、カフ圧が最高血圧と最低血圧との間にある場
合は、区間的にカフ圧より血管内圧が低いところがあ
り、そこでは血管が圧平されて脈波が平坦になる。更
に、カフ圧が低くなり、最低血圧以下になると、血管は
いずれの区間においても全く圧平されず、脈波の平坦部
分は消失する。従って、脈波の平坦部分が消失する点に
対応するカフ圧を、最低血圧値とする決定方式は、理論
的に明快であり、測定精度においても信頼性が高い。
（ホ）実施例 第３図は、この発明に係る電子血圧計の空気系と測定
回路の具体的な一実施例を示すブロック図である。
回路の具体的な一実施例を示すブロック図である。
指用カフ１には、チューブ11を介して加圧ポンプ（加
圧手段）２、急速排気弁３、微速排気弁４及び圧力セン
サ（圧力検出手段）５が接続されている。このカフ１に
は、赤外光LED1aと、フォトトランジスタ1bが取付けて
ある。また、圧力センサ５は、例えば歪ゲージを使用し
たダイヤフラム式圧力変換器、或いは半導体圧力変換素
子等を使用する。前記赤外光LED1a、加圧ポンプ２及び
排気弁３、４は、後述するMPU（プロセッシングユニッ
ト）６によって制御される。圧力センサ５の出力信号
（アナログ量）は、増幅器７で増幅され、A/D変換器８
によりデジタル値に変換される。MPU6は、A/D変換器８
によりデジタル値に変換された圧力センサ５の出力信号
を一定周期で取り込む。また、上記フォトトランジスタ
1bは、赤外光LED1aがカフ１内の血管に投射した赤外光
の反射光を受光し、この受光信号（脈波信号）を、増幅
器９及びA/D変換器８を介してMPU6に出力する。このフ
ォトトランジスタ1bの受光光量は、カフ圧が最高血圧以
上である場合、血管は圧平されており、血液がない状態
である。この時の赤外光は、指皮下組織によりよく反射
され、フォトトランジスタ1bに多量の光が入射される。
一方、カフ圧が最高血圧より低くなり、血液が流れ始め
ると、血圧中の酸化ヘモグロビンにより、血液量に比例
して赤外光が吸収され、フォトトランジスタ1bに入射さ
れる光量が減じる。この赤外光量の変化信号〔脈波信号
Pw（ｉ）〕）が、MPU6に取り込まれる。
圧手段）２、急速排気弁３、微速排気弁４及び圧力セン
サ（圧力検出手段）５が接続されている。このカフ１に
は、赤外光LED1aと、フォトトランジスタ1bが取付けて
ある。また、圧力センサ５は、例えば歪ゲージを使用し
たダイヤフラム式圧力変換器、或いは半導体圧力変換素
子等を使用する。前記赤外光LED1a、加圧ポンプ２及び
排気弁３、４は、後述するMPU（プロセッシングユニッ
ト）６によって制御される。圧力センサ５の出力信号
（アナログ量）は、増幅器７で増幅され、A/D変換器８
によりデジタル値に変換される。MPU6は、A/D変換器８
によりデジタル値に変換された圧力センサ５の出力信号
を一定周期で取り込む。また、上記フォトトランジスタ
1bは、赤外光LED1aがカフ１内の血管に投射した赤外光
の反射光を受光し、この受光信号（脈波信号）を、増幅
器９及びA/D変換器８を介してMPU6に出力する。このフ
ォトトランジスタ1bの受光光量は、カフ圧が最高血圧以
上である場合、血管は圧平されており、血液がない状態
である。この時の赤外光は、指皮下組織によりよく反射
され、フォトトランジスタ1bに多量の光が入射される。
一方、カフ圧が最高血圧より低くなり、血液が流れ始め
ると、血圧中の酸化ヘモグロビンにより、血液量に比例
して赤外光が吸収され、フォトトランジスタ1bに入射さ
れる光量が減じる。この赤外光量の変化信号〔脈波信号
Pw（ｉ）〕）が、MPU6に取り込まれる。
更に、MPU16ではこの検出脈波Pw（ｉ）〔第２図
（Ｃ）参照〕に、ハイパスのフィルタリングを施した信
号Pwac（ｉ）〔第２図（Ｂ）参照〕が、所定値ThSYS以
上になった時、血流が開始したとして、その時のカフ圧
を最高血圧値PSYSと決定する。また、フォトトランジス
タ1bの出力信号Pw（ｉ）が微分処理を施し（脈波微分機
能）、その微分脈波信号〔第２図（ｄ）参照〕の立ち上
がり時に、それが「０レベル」近傍にある時に、脈波の
平坦部分に当たるとし、その時間を測定する。その時間
（Δｔ）は、Pw（ｉ）が予め定められた２つのスレッシ
ョルドレベル（負側Th-、正側Th+）にある区間とし、そ
の時間を測定する（微分脈波が「０レベル」近傍にある
時間を測定する時間検出機能）。そして、この時間Δｔ
が、所定値tS以下になった時〔第２図（Ｅ）参照〕、脈
波の平坦部分は消失したと考え、その点のカフ圧を最低
血圧値PDIAと決定する機能を有している。
（Ｃ）参照〕に、ハイパスのフィルタリングを施した信
号Pwac（ｉ）〔第２図（Ｂ）参照〕が、所定値ThSYS以
上になった時、血流が開始したとして、その時のカフ圧
を最高血圧値PSYSと決定する。また、フォトトランジス
タ1bの出力信号Pw（ｉ）が微分処理を施し（脈波微分機
能）、その微分脈波信号〔第２図（ｄ）参照〕の立ち上
がり時に、それが「０レベル」近傍にある時に、脈波の
平坦部分に当たるとし、その時間を測定する。その時間
（Δｔ）は、Pw（ｉ）が予め定められた２つのスレッシ
ョルドレベル（負側Th-、正側Th+）にある区間とし、そ
の時間を測定する（微分脈波が「０レベル」近傍にある
時間を測定する時間検出機能）。そして、この時間Δｔ
が、所定値tS以下になった時〔第２図（Ｅ）参照〕、脈
波の平坦部分は消失したと考え、その点のカフ圧を最低
血圧値PDIAと決定する機能を有している。
第１図は、実施例電子血圧計の具体的な処理動作を示
すフローチャートである。
すフローチャートである。
被測定者が、指をカフ１に挿入し、電源スイッチ10及
びスタートスイッチ12を押すと、急速排気弁３及び微速
排気弁４が閉じ、加圧ポンプ２が作動する〔ステップ
（以下「ST」という）１〕。これにより、カフ１が最高
血圧以上の加圧所定値Psまで加圧され、指動脈が阻血さ
れる。ST2では、カフ圧Pcが加圧所定値Psとなったか否
かを判定している。カフ圧Pcが、加圧所定値Psと等しく
なると、このST2の判定がYESとなり、加圧ポンプ２が停
止し、微速排気弁４が開放する（ST3）。そして、カフ
１の減圧段階（測定段階）に入る〔第２図（Ａ）参
照〕。ここで、赤外光LED1aが点灯し（ST4）、カフ１内
の血管に対し赤外光を投射する。そして、脈波Pw（ｉ）
のサンプリングを実行する（ST5）。つまり、LED1aから
カフ１内の血管動脈に赤外光が投射され、この反射光が
フォトトランジスタ1bに入射される。フォトトランジス
タ1bは、入射した光量（脈波）信号を出力し、MPU6が取
り込む〔第２図（Ｃ）参照〕。この脈波信号Pw（ｉ）
は、ハイパスフィルタリング処理が施され、第２図
（Ｂ）に示す脈波波形Pwac（ｉ）とされる（ST6）。
びスタートスイッチ12を押すと、急速排気弁３及び微速
排気弁４が閉じ、加圧ポンプ２が作動する〔ステップ
（以下「ST」という）１〕。これにより、カフ１が最高
血圧以上の加圧所定値Psまで加圧され、指動脈が阻血さ
れる。ST2では、カフ圧Pcが加圧所定値Psとなったか否
かを判定している。カフ圧Pcが、加圧所定値Psと等しく
なると、このST2の判定がYESとなり、加圧ポンプ２が停
止し、微速排気弁４が開放する（ST3）。そして、カフ
１の減圧段階（測定段階）に入る〔第２図（Ａ）参
照〕。ここで、赤外光LED1aが点灯し（ST4）、カフ１内
の血管に対し赤外光を投射する。そして、脈波Pw（ｉ）
のサンプリングを実行する（ST5）。つまり、LED1aから
カフ１内の血管動脈に赤外光が投射され、この反射光が
フォトトランジスタ1bに入射される。フォトトランジス
タ1bは、入射した光量（脈波）信号を出力し、MPU6が取
り込む〔第２図（Ｃ）参照〕。この脈波信号Pw（ｉ）
は、ハイパスフィルタリング処理が施され、第２図
（Ｂ）に示す脈波波形Pwac（ｉ）とされる（ST6）。
ST7では、脈波波形Pwac（ｉ）が最高血圧の基準値
（スレッショルドレベル）ThSYSより大きいか否かを判
定している。カフ１を加圧し、指動脈を阻血し、減圧過
程に入って間もない時点においては、カフ圧が最高血圧
より充分に高く、血管が押し潰された（圧平された）状
態にあり、血流はなく脈波は発生せず平坦である。従っ
て、脈波波形Pwac（ｉ）は、所定値ThSYS以下であり、S
T7の判定はNOである。しかし、カフ圧がある程度低下す
ると、僅かに血流が開始する。つまり、脈波信号Pwsc
（ｉ）が、所定の値ThSYS以上となる。この時、ST7の判
定がYESとなり、血流が開始したとして、その時のカフ
圧Pcを読込み、最高血圧値PSYSと決定する（ST8）。
（スレッショルドレベル）ThSYSより大きいか否かを判
定している。カフ１を加圧し、指動脈を阻血し、減圧過
程に入って間もない時点においては、カフ圧が最高血圧
より充分に高く、血管が押し潰された（圧平された）状
態にあり、血流はなく脈波は発生せず平坦である。従っ
て、脈波波形Pwac（ｉ）は、所定値ThSYS以下であり、S
T7の判定はNOである。しかし、カフ圧がある程度低下す
ると、僅かに血流が開始する。つまり、脈波信号Pwsc
（ｉ）が、所定の値ThSYS以上となる。この時、ST7の判
定がYESとなり、血流が開始したとして、その時のカフ
圧Pcを読込み、最高血圧値PSYSと決定する（ST8）。
更に、フォトトランジスタ1bの出力信号〔脈波Pw
（ｉ）〕のサンプリングが続行され、最低血圧の測定段
階に移行する（ST9）。まず、検出された脈波Pw（ｉ）
が微分され（ST10）、第２図（Ｄ）に示す微分脈波の波
形を得る。そして、以下のST11乃至ST16において、微分
脈波Pw（ｉ）の平坦部分を検出する。つまり、カフ圧が
最高血圧と最低血圧との間にある場合は、区間的にカフ
圧より血管内圧が低いところがあり、そこでは血管が圧
平されて、脈波が平坦になる。つまり、微分脈波Pw
（ｉ）の立ち上がり時、それが「０レベル」近傍にある
時、脈波の平坦部分にあたる。そこで、この微分脈波Pw
（ｉ）が、「０レベル」近傍にある時間を測定する。そ
の時間（Δｔ）は、微分脈波Pw（ｉ）が予め定められた
２つのスレッショルドレベル（負側Th-、正側Th+）にあ
る区間とし、その時間を測定することにより求める。従
って、ST11では、微分脈波Pw（ｉ）がTh-（ゼロよりマ
イナス側に施したスレッショルドレベル）より小さいか
否かを判定している。
（ｉ）〕のサンプリングが続行され、最低血圧の測定段
階に移行する（ST9）。まず、検出された脈波Pw（ｉ）
が微分され（ST10）、第２図（Ｄ）に示す微分脈波の波
形を得る。そして、以下のST11乃至ST16において、微分
脈波Pw（ｉ）の平坦部分を検出する。つまり、カフ圧が
最高血圧と最低血圧との間にある場合は、区間的にカフ
圧より血管内圧が低いところがあり、そこでは血管が圧
平されて、脈波が平坦になる。つまり、微分脈波Pw
（ｉ）の立ち上がり時、それが「０レベル」近傍にある
時、脈波の平坦部分にあたる。そこで、この微分脈波Pw
（ｉ）が、「０レベル」近傍にある時間を測定する。そ
の時間（Δｔ）は、微分脈波Pw（ｉ）が予め定められた
２つのスレッショルドレベル（負側Th-、正側Th+）にあ
る区間とし、その時間を測定することにより求める。従
って、ST11では、微分脈波Pw（ｉ）がTh-（ゼロよりマ
イナス側に施したスレッショルドレベル）より小さいか
否かを判定している。
今、微分脈波Pw（ｉ）が負側Th-より小さくなった、
つまり負側レベルを越えたとすると、ST11の判定がYES
となる。そして、ST12では、微分脈波Pw（ｉ）と負側レ
ベルとが交叉したか否かを判定する。仮に、微分脈波Pw
（ｉ）が、負側レベルを越えたとすると、このST12の判
定がYESとなり、この時点の時刻〔Pw（ｉ）とTh-の交点
の時刻ｔ（Th-）〕をストアする（ST13）。更に、ST14
では、微分脈波Pw（ｉ）と正側Th+とが交叉したか否か
を判定している。今、微分脈波Pw（ｉ）が正側レベルを
越えたとすると、このST14の判定がYESとなり、この時
点の時刻〔Pw（ｉ）とTh+の交点の時刻ｔ（Th+）〕をス
トアする（ST15）。そして、微分脈波が「０レベル」近
傍にある時間（脈波の平坦部分の時間）Δｔを求める。
この時間は、ｔ（Th+）−ｔ（Th-）で求められる（ST1
6）。
つまり負側レベルを越えたとすると、ST11の判定がYES
となる。そして、ST12では、微分脈波Pw（ｉ）と負側レ
ベルとが交叉したか否かを判定する。仮に、微分脈波Pw
（ｉ）が、負側レベルを越えたとすると、このST12の判
定がYESとなり、この時点の時刻〔Pw（ｉ）とTh-の交点
の時刻ｔ（Th-）〕をストアする（ST13）。更に、ST14
では、微分脈波Pw（ｉ）と正側Th+とが交叉したか否か
を判定している。今、微分脈波Pw（ｉ）が正側レベルを
越えたとすると、このST14の判定がYESとなり、この時
点の時刻〔Pw（ｉ）とTh+の交点の時刻ｔ（Th+）〕をス
トアする（ST15）。そして、微分脈波が「０レベル」近
傍にある時間（脈波の平坦部分の時間）Δｔを求める。
この時間は、ｔ（Th+）−ｔ（Th-）で求められる（ST1
6）。
ST17では、微分脈波Pw（ｉ）の平坦部分の時間Δｔ
が、第２図（Ｅ）で示す所定値ts以下になったか否かを
判定している。Δｔが、予め設定した所定値ts以下にな
った時、脈波の平坦部分は消失したと見做せる。仮に、
測定時間Δｔが、所定値tsより小さくなったとすると、
このST17の判定がYESとなり、この時点のカフ圧Pcを読
込み（ST18）、このカフ圧Pcを最低血圧値PDIAと決定す
る。そして、第２図（Ａ）で示す最高血圧値PSYS及び最
低血圧値PDIAを、表示器13に表示し（ST19）、急速排気
弁３を開放して（ST20）、測定を終了する。
が、第２図（Ｅ）で示す所定値ts以下になったか否かを
判定している。Δｔが、予め設定した所定値ts以下にな
った時、脈波の平坦部分は消失したと見做せる。仮に、
測定時間Δｔが、所定値tsより小さくなったとすると、
このST17の判定がYESとなり、この時点のカフ圧Pcを読
込み（ST18）、このカフ圧Pcを最低血圧値PDIAと決定す
る。そして、第２図（Ａ）で示す最高血圧値PSYS及び最
低血圧値PDIAを、表示器13に表示し（ST19）、急速排気
弁３を開放して（ST20）、測定を終了する。
尚、実施例ではカフ１を最高血圧以上に加圧した後、
カフ減圧過程において最低血圧を決定する方式（減圧測
定方式）の場合を例示したため、脈波平担部分の消失点
をもって最低血圧値と決定したが、仮にカフ加圧過程に
おいて最低血圧値を決定する場合は、脈波平坦部分の出
現点をもって最低血圧値とすることは当然である。
カフ減圧過程において最低血圧を決定する方式（減圧測
定方式）の場合を例示したため、脈波平担部分の消失点
をもって最低血圧値と決定したが、仮にカフ加圧過程に
おいて最低血圧値を決定する場合は、脈波平坦部分の出
現点をもって最低血圧値とすることは当然である。
（ヘ）発明の効果 この発明では、以上のように、心臓拡張器に脈波検出
手段で検出された脈波の平坦部分を抽出し、減圧測定に
おいては脈波平坦部分の消失点、加圧測定においては脈
波平坦部分の出現点に対応するカフ圧を最低血圧値と決
定することとしたから、原理的に明快であり、個人差或
いは生体条件差等により測定誤差の生じる虞れが全くな
い。従って、測定精度においても信頼性が極めて高い
等、発明目的を達成した優れた効果を有する。
手段で検出された脈波の平坦部分を抽出し、減圧測定に
おいては脈波平坦部分の消失点、加圧測定においては脈
波平坦部分の出現点に対応するカフ圧を最低血圧値と決
定することとしたから、原理的に明快であり、個人差或
いは生体条件差等により測定誤差の生じる虞れが全くな
い。従って、測定精度においても信頼性が極めて高い
等、発明目的を達成した優れた効果を有する。
第１図は、実施例電子血圧計の処理動作を示すフローチ
ャート、第２図（Ａ）は、カフを加圧設定値まで加圧
し、減圧過程において血圧値を決定する説明図、第２図
（Ｂ）は、検出された脈波波形をハイパスフィルタリン
グ処理を施して得られた脈波波形を示すと共に、最高血
圧値を決定する状態を示す説明図、第２図（Ｃ）は、フ
ォトトランジスタが出力する脈波波形を示す説明図、第
２図（Ｄ）は、脈波を微分処理した微分脈波の波形を示
す説明図、第２図（Ｅ）は、最低血圧値を決定する状態
を示す説明図、第３図は、実施例電子血圧計のブロック
図である。 1:カフ、2:加圧ポンプ、 3:急速排気弁、4:微速排気弁、 5:圧力センサ、6:MPU、 1a:赤外光LED、 1b:フォトトランジスタ。
ャート、第２図（Ａ）は、カフを加圧設定値まで加圧
し、減圧過程において血圧値を決定する説明図、第２図
（Ｂ）は、検出された脈波波形をハイパスフィルタリン
グ処理を施して得られた脈波波形を示すと共に、最高血
圧値を決定する状態を示す説明図、第２図（Ｃ）は、フ
ォトトランジスタが出力する脈波波形を示す説明図、第
２図（Ｄ）は、脈波を微分処理した微分脈波の波形を示
す説明図、第２図（Ｅ）は、最低血圧値を決定する状態
を示す説明図、第３図は、実施例電子血圧計のブロック
図である。 1:カフ、2:加圧ポンプ、 3:急速排気弁、4:微速排気弁、 5:圧力センサ、6:MPU、 1a:赤外光LED、 1b:フォトトランジスタ。
Claims (1)
- 【請求項１】カフと、このカフ内の流体を加圧する加圧
手段と、前記カフ内の流体圧を減圧する減圧手段と、前
記カフ内の流体内を検出する圧力検出手段と、前記カフ
の装着部位の脈波を検出する脈波検出手段と、前記圧力
検出手段で検出された流体圧及び前記脈波検出手段で検
出された脈波とに基づいて血圧値を決定する血圧値決定
手段とを備えてなる電子血圧計において、 上記脈波検出手段で検出された脈波の平坦部分を抽出す
る平坦部抽出手段を備え、前記血圧値決定手段は、この
平坦部抽出手段で抽出された平坦部分が、減圧測定にお
いて消失する点或いは加圧測定において出現する点に対
応する前記カフ内の流体圧を、最低血圧値と決定する手
段を含むことを特徴とする電子血圧計。
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1290654A JP2772987B2 (ja) | 1989-11-08 | 1989-11-08 | 電子血圧計 |
| KR1019900017872A KR0164596B1 (ko) | 1989-11-08 | 1990-11-06 | 전자혈압계 |
| EP90121387A EP0427257B1 (en) | 1989-11-08 | 1990-11-08 | Electronic blood pressure meter |
| AT90121387T ATE123395T1 (de) | 1989-11-08 | 1990-11-08 | Elektronisches blutdruckmessgerät. |
| US07/610,208 US5193548A (en) | 1989-11-08 | 1990-11-08 | Electronic blood pressure meter |
| DE69019916T DE69019916T2 (de) | 1989-11-08 | 1990-11-08 | Elektronisches Blutdruckmessgerät. |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1290654A JP2772987B2 (ja) | 1989-11-08 | 1989-11-08 | 電子血圧計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03151933A JPH03151933A (ja) | 1991-06-28 |
| JP2772987B2 true JP2772987B2 (ja) | 1998-07-09 |
Family
ID=17758769
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1290654A Expired - Fee Related JP2772987B2 (ja) | 1989-11-08 | 1989-11-08 | 電子血圧計 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5193548A (ja) |
| EP (1) | EP0427257B1 (ja) |
| JP (1) | JP2772987B2 (ja) |
| KR (1) | KR0164596B1 (ja) |
| AT (1) | ATE123395T1 (ja) |
| DE (1) | DE69019916T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| USD406795S (en) | 1997-09-13 | 1999-03-16 | Honda Giken Kogyo Kabushiki Kaisha | Automobile |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5485838A (en) * | 1992-12-07 | 1996-01-23 | Nihon Kohden Corporation | Non-invasive blood pressure measurement device |
| JP3470121B2 (ja) * | 1993-04-02 | 2003-11-25 | 株式会社オサチ | 電子血圧測定装置 |
| FI103758B1 (fi) * | 1997-09-12 | 1999-09-30 | Polar Electro Oy | Menetelmä ja järjestely verenpaineen mittaukseen |
| CN100349544C (zh) * | 2004-08-16 | 2007-11-21 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 改进的电子血压检测装置 |
| JP5732692B2 (ja) * | 2010-08-02 | 2015-06-10 | セイコーエプソン株式会社 | 血圧検出装置及び血圧検出方法 |
| CN105167764A (zh) * | 2015-09-30 | 2015-12-23 | 佛山市顺德区依士文电子仪器有限公司 | 血压测量设备及方法 |
| US10405807B2 (en) | 2016-11-11 | 2019-09-10 | International Business Machines Corporation | Contactless blood pressure monitoring of a patient |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4105021A (en) * | 1976-08-13 | 1978-08-08 | Joseph H. Allen | Method and arrangement for measuring blood pressure |
| US4271843A (en) * | 1978-10-10 | 1981-06-09 | Flynn George J | Method and apparatus for diastolic pressure measurement |
| US4703760A (en) * | 1985-03-15 | 1987-11-03 | Omron Tateisi Electronics Co. | Electronic blood pressure measuring device |
| DE3612532A1 (de) * | 1985-04-12 | 1986-10-23 | Omron Tateisi Electronics Co., Kyoto | Elektronisches blutdruckmessgeraet |
| US4638810A (en) * | 1985-07-05 | 1987-01-27 | Critikon, Inc. | Automated diastolic blood pressure monitor with data enhancement |
| US4712563A (en) * | 1986-05-28 | 1987-12-15 | Baxter Travenol Laboratories, Inc. | Method of and apparatus for determining the diastolic and systolic blood pressure of a patient |
| JPS63305840A (ja) * | 1987-06-08 | 1988-12-13 | Omron Tateisi Electronics Co | 指用電子血圧計 |
| JP2574814B2 (ja) * | 1987-10-15 | 1997-01-22 | オムロン株式会社 | 電子血圧計 |
-
1989
- 1989-11-08 JP JP1290654A patent/JP2772987B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1990
- 1990-11-06 KR KR1019900017872A patent/KR0164596B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1990-11-08 AT AT90121387T patent/ATE123395T1/de not_active IP Right Cessation
- 1990-11-08 EP EP90121387A patent/EP0427257B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1990-11-08 DE DE69019916T patent/DE69019916T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1990-11-08 US US07/610,208 patent/US5193548A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| USD406795S (en) | 1997-09-13 | 1999-03-16 | Honda Giken Kogyo Kabushiki Kaisha | Automobile |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| ATE123395T1 (de) | 1995-06-15 |
| EP0427257A3 (en) | 1992-02-26 |
| DE69019916D1 (de) | 1995-07-13 |
| EP0427257B1 (en) | 1995-06-07 |
| US5193548A (en) | 1993-03-16 |
| KR0164596B1 (ko) | 1999-01-15 |
| JPH03151933A (ja) | 1991-06-28 |
| KR910009224A (ko) | 1991-06-28 |
| EP0427257A2 (en) | 1991-05-15 |
| DE69019916T2 (de) | 1996-03-14 |
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| JPH0480691B2 (ja) |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |