JP3006123B2 - 動脈硬さ観測装置 - Google Patents
動脈硬さ観測装置Info
- Publication number
- JP3006123B2 JP3006123B2 JP3077269A JP7726991A JP3006123B2 JP 3006123 B2 JP3006123 B2 JP 3006123B2 JP 3077269 A JP3077269 A JP 3077269A JP 7726991 A JP7726991 A JP 7726991A JP 3006123 B2 JP3006123 B2 JP 3006123B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- output signal
- pressure sensor
- detection
- detecting
- detection output
- 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.)
- Expired - Lifetime
Links
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 123
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 44
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 claims description 30
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 claims description 11
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 15
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 15
- 230000006870 function Effects 0.000 description 10
- UNPLRYRWJLTVAE-UHFFFAOYSA-N Cloperastine hydrochloride Chemical compound Cl.C1=CC(Cl)=CC=C1C(C=1C=CC=CC=1)OCCN1CCCCC1 UNPLRYRWJLTVAE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 9
- 210000000707 wrist Anatomy 0.000 description 8
- 230000005856 abnormality Effects 0.000 description 7
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 6
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 6
- 229940124595 oriental medicine Drugs 0.000 description 6
- 208000019622 heart disease Diseases 0.000 description 5
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 4
- 238000000034 method Methods 0.000 description 4
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 4
- 210000004712 air sac Anatomy 0.000 description 2
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 description 2
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 description 2
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 2
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 2
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 239000010409 thin film Substances 0.000 description 2
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 2
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 1
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 1
- 210000001765 aortic valve Anatomy 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 210000000981 epithelium Anatomy 0.000 description 1
- 210000004165 myocardium Anatomy 0.000 description 1
- 230000007170 pathology Effects 0.000 description 1
- 210000005259 peripheral blood Anatomy 0.000 description 1
- 239000011886 peripheral blood Substances 0.000 description 1
- 230000000644 propagated effect Effects 0.000 description 1
- 210000002321 radial artery Anatomy 0.000 description 1
- 230000035807 sensation Effects 0.000 description 1
- 230000035488 systolic blood pressure Effects 0.000 description 1
- 210000003371 toe Anatomy 0.000 description 1
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/48—Other medical applications
- A61B5/4854—Diagnosis based on concepts of traditional oriental medicine
-
- 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
- A61B5/02233—Occluders specially adapted therefor
- A61B5/02241—Occluders specially adapted therefor of small dimensions, e.g. adapted to fingers
-
- 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
- A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
- A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
- A61B5/02422—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation within occluders
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Dentistry (AREA)
- Physiology (AREA)
- Alternative & Traditional Medicine (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、動脈脈波の波形観測に
より被検診者の動脈の硬さを非観血に観測する動脈硬さ
観測装置に関する。
より被検診者の動脈の硬さを非観血に観測する動脈硬さ
観測装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来より、心臓疾患の検査には、心電図
や超音波診断装置などが用いられている。また、心臓の
動きに関連した動脈脈波は、血液循環機能の状態を示す
重要な情報を含んでいるので、血液循環機能の良否の判
断に広く利用され、一般的に毛細血管の含血量を示す容
積脈波の観測が行われている。この動脈脈波の検出に
は、ピエゾ素子やコンデンサマイクホン等を利用して心
拍による圧力変化を電気信号に変換して検出する方法
や、血液中のヘモグロビンによる変調作用を利用して血
流量変化を光学的に検出などの方法が採用されている。
や超音波診断装置などが用いられている。また、心臓の
動きに関連した動脈脈波は、血液循環機能の状態を示す
重要な情報を含んでいるので、血液循環機能の良否の判
断に広く利用され、一般的に毛細血管の含血量を示す容
積脈波の観測が行われている。この動脈脈波の検出に
は、ピエゾ素子やコンデンサマイクホン等を利用して心
拍による圧力変化を電気信号に変換して検出する方法
や、血液中のヘモグロビンによる変調作用を利用して血
流量変化を光学的に検出などの方法が採用されている。
【０００３】また、東洋医学では、専ら触感による脈診
によって、寸口すなわち手首の内側にある橈骨莖状の突
起部位の動脈の脈をもって被検診者の病状を判断してい
る。この東洋医学における脈診では、上記寸口の脈を
上、中、下すなわち寸、関、尺の三部位にわけてそれぞ
れに現れる２つの経脈の脈気を把握する方法が採られ
る。上記寸は手首の動脈の末梢側を指し、この寸の脈
は、人間の頭から胸までの健康状態を表している。ま
た、関は動脈の末梢側と心臓側との中間を指し、この関
の脈は、胸から臍までの健康状態を表している。さら
に、尺は動脈の心臓側を指し、臍から足先までの健康状
態を表している。
によって、寸口すなわち手首の内側にある橈骨莖状の突
起部位の動脈の脈をもって被検診者の病状を判断してい
る。この東洋医学における脈診では、上記寸口の脈を
上、中、下すなわち寸、関、尺の三部位にわけてそれぞ
れに現れる２つの経脈の脈気を把握する方法が採られ
る。上記寸は手首の動脈の末梢側を指し、この寸の脈
は、人間の頭から胸までの健康状態を表している。ま
た、関は動脈の末梢側と心臓側との中間を指し、この関
の脈は、胸から臍までの健康状態を表している。さら
に、尺は動脈の心臓側を指し、臍から足先までの健康状
態を表している。
【０００４】従来、人体の動脈から赤外線センサや圧力
センサ等で動脈脈波を得て、波形観測によって脈診を行
う装置として、例えば特公昭５７−５２０５４号公報に
開示されているような脈診装置が知られている。
センサ等で動脈脈波を得て、波形観測によって脈診を行
う装置として、例えば特公昭５７−５２０５４号公報に
開示されているような脈診装置が知られている。
【０００５】この脈診装置は、図９に示すように、それ
ぞれ寸口の寸、関、尺の三部位における動脈脈波を電気
信号の波形に変換する３個の圧力センサ５１，５２，５
３と、これらの圧力センサ５１，５２，５３を被検診者
の手首５４に装着して動脈に押し付ける加布帯５５とか
らなっている。上記各圧力センサ５１，５２，５３は、
それぞれ被検診者の手首５４すなわち寸口の動脈上に並
べて配置され、その上から上記加布帯５５が巻き付けら
れ装着される。そして、上記加布帯５５に設けられてい
る図示しない空気袋に導管５６を介して空気ポンプから
圧縮空気を送り込み、この空気量を調整することにより
動脈に加わる圧力を可変して動脈脈波の変化を計測でき
るようになっている。
ぞれ寸口の寸、関、尺の三部位における動脈脈波を電気
信号の波形に変換する３個の圧力センサ５１，５２，５
３と、これらの圧力センサ５１，５２，５３を被検診者
の手首５４に装着して動脈に押し付ける加布帯５５とか
らなっている。上記各圧力センサ５１，５２，５３は、
それぞれ被検診者の手首５４すなわち寸口の動脈上に並
べて配置され、その上から上記加布帯５５が巻き付けら
れ装着される。そして、上記加布帯５５に設けられてい
る図示しない空気袋に導管５６を介して空気ポンプから
圧縮空気を送り込み、この空気量を調整することにより
動脈に加わる圧力を可変して動脈脈波の変化を計測でき
るようになっている。
【０００６】なお、上記圧力センサ５１，５２，５３
は、例えば静電形マイクロホンや圧電形マイクロホン等
から構成される。具体的には、例えば静電形マイクロホ
ンの振動板電極と固定電極の間に数十ＭΩの抵抗を介し
て高い直流電圧を印加し、振動板電極を圧力検出箇所で
ある寸口動脈上に直接接触させ、圧力により振動板電極
と固定電極の間隔が変化して静電容量が変化し、このと
き生じる電圧を検出するようになっている。そして、上
記各圧力センサ５１，５２，５３は、それぞれ接続コー
ド５１ａ，５２ａ，５３ａを介して図示しない電磁オシ
ログラフ等に接続され、計測された動脈脈波を記録紙等
に記録して波形観測できるようになっている。
は、例えば静電形マイクロホンや圧電形マイクロホン等
から構成される。具体的には、例えば静電形マイクロホ
ンの振動板電極と固定電極の間に数十ＭΩの抵抗を介し
て高い直流電圧を印加し、振動板電極を圧力検出箇所で
ある寸口動脈上に直接接触させ、圧力により振動板電極
と固定電極の間隔が変化して静電容量が変化し、このと
き生じる電圧を検出するようになっている。そして、上
記各圧力センサ５１，５２，５３は、それぞれ接続コー
ド５１ａ，５２ａ，５３ａを介して図示しない電磁オシ
ログラフ等に接続され、計測された動脈脈波を記録紙等
に記録して波形観測できるようになっている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】従来、上述のように心
臓疾患の検査には心電図や超音波診断装置などが用いら
れているが、心臓疾患の進行とともに変化する動脈の硬
さを非観血に観測することが難しく、上記動脈の硬さの
情報を心臓疾患等の判断に利用することができないでい
た。動脈の硬さを非観血に観測する方法としては、橈骨
動脈などに応力と歪みの関係を調べるセンサを押し当て
て動脈の硬さを推定する方法が知られている。しかし、
この方法は、動脈と上皮間の組織の影響が強く、不正確
で動脈の硬さを定量化することはできない。
臓疾患の検査には心電図や超音波診断装置などが用いら
れているが、心臓疾患の進行とともに変化する動脈の硬
さを非観血に観測することが難しく、上記動脈の硬さの
情報を心臓疾患等の判断に利用することができないでい
た。動脈の硬さを非観血に観測する方法としては、橈骨
動脈などに応力と歪みの関係を調べるセンサを押し当て
て動脈の硬さを推定する方法が知られている。しかし、
この方法は、動脈と上皮間の組織の影響が強く、不正確
で動脈の硬さを定量化することはできない。
【０００８】そこで、本発明は、このような実情に鑑み
て提案されたものであって、動脈の硬さの情報を心臓疾
患等の判断に利用することができるようにすることを目
的とし、熟練を必要とすることなく非観血に被検診者の
動脈の硬さを適確に判断できる動脈硬さ観測装置を提供
するものである。
て提案されたものであって、動脈の硬さの情報を心臓疾
患等の判断に利用することができるようにすることを目
的とし、熟練を必要とすることなく非観血に被検診者の
動脈の硬さを適確に判断できる動脈硬さ観測装置を提供
するものである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明に係る動脈硬さ観
測装置は、上述の目的を達成するために、動脈に沿って
隣接して配された３つの押圧部位において同圧にて血流
通過制限を行う押圧手段と、上記押圧手段による押圧力
を制御する押圧制御手段と、上記動脈に沿って隣接して
配された３つの押圧部位の中央にて動脈脈波を検出する
第１の圧力センサ及び末梢側にて動脈脈波を検出する第
２の圧力センサと、上記押圧手段による押圧力を検出す
る第３の圧力センサと、上記第１の圧力センサにより所
定レベル以上の検出出力信号が得られたことを検出する
第１のレベル検出手段と、上記第２の圧力センサにより
所定レベル以上の検出出力信号が得られたことを検出す
る第２のレベル検出手段と、上記第３の圧力センサによ
る検出出力信号を上記第１のレベル検出手段による検出
出力信号によりラッチする第１のラッチ手段と、上記第
３の圧力センサによる検出出力信号を上記第２のレベル
検出手段による検出出力信号によりラッチする第２のラ
ッチ手段と、上記第１のラッチ手段によるラッチ出力信
号と上記第２のラッチ手段によるラッチ出力信号との差
分を検出する差分検出手段と、上記差分検出手段による
差分検出出力信号を動脈硬さ観測情報として出力する出
力手段とを備え、上記第１のレベル検出手段による検出
出力信号が得られる血流通過限界状態における上記第３
の圧力センサによる検出出力信号と上記第２のレベル検
出手段による検出出力信号が得られる血流通過限界状態
における上記第３の圧力センサによる検出出力信号から
動脈硬さ観測情報を得るようにしたことを特徴とするも
のである。
測装置は、上述の目的を達成するために、動脈に沿って
隣接して配された３つの押圧部位において同圧にて血流
通過制限を行う押圧手段と、上記押圧手段による押圧力
を制御する押圧制御手段と、上記動脈に沿って隣接して
配された３つの押圧部位の中央にて動脈脈波を検出する
第１の圧力センサ及び末梢側にて動脈脈波を検出する第
２の圧力センサと、上記押圧手段による押圧力を検出す
る第３の圧力センサと、上記第１の圧力センサにより所
定レベル以上の検出出力信号が得られたことを検出する
第１のレベル検出手段と、上記第２の圧力センサにより
所定レベル以上の検出出力信号が得られたことを検出す
る第２のレベル検出手段と、上記第３の圧力センサによ
る検出出力信号を上記第１のレベル検出手段による検出
出力信号によりラッチする第１のラッチ手段と、上記第
３の圧力センサによる検出出力信号を上記第２のレベル
検出手段による検出出力信号によりラッチする第２のラ
ッチ手段と、上記第１のラッチ手段によるラッチ出力信
号と上記第２のラッチ手段によるラッチ出力信号との差
分を検出する差分検出手段と、上記差分検出手段による
差分検出出力信号を動脈硬さ観測情報として出力する出
力手段とを備え、上記第１のレベル検出手段による検出
出力信号が得られる血流通過限界状態における上記第３
の圧力センサによる検出出力信号と上記第２のレベル検
出手段による検出出力信号が得られる血流通過限界状態
における上記第３の圧力センサによる検出出力信号から
動脈硬さ観測情報を得るようにしたことを特徴とするも
のである。
【００１０】
【作用】本発明に係る動脈硬さ観測装置では、動脈に沿
って隣接して配された３つの押圧部位において同圧にて
血流通過制限を行い、上記動脈に沿って隣接して配され
た３つの押圧部位の中央における動脈脈波を第１の圧力
センサにより検出するとともに、末梢側における動脈脈
波を第２の圧力センサにより検出し、さらに、上記血流
通過制限を行う押圧手段による押圧力を第３の圧力セン
サにより検出する。そして、上記第１の圧力センサによ
り所定レベルの検出出力信号が得られる血流通過限界状
態における上記第３の圧力センサによる検出出力信号
と、上記第２の圧力センサにより所定レベルの検出出力
信号が得られる血流通過限界状態における上記第３の圧
力センサによる検出出力信号との差分検出出力信号を動
脈硬さ観測情報として出力する。
って隣接して配された３つの押圧部位において同圧にて
血流通過制限を行い、上記動脈に沿って隣接して配され
た３つの押圧部位の中央における動脈脈波を第１の圧力
センサにより検出するとともに、末梢側における動脈脈
波を第２の圧力センサにより検出し、さらに、上記血流
通過制限を行う押圧手段による押圧力を第３の圧力セン
サにより検出する。そして、上記第１の圧力センサによ
り所定レベルの検出出力信号が得られる血流通過限界状
態における上記第３の圧力センサによる検出出力信号
と、上記第２の圧力センサにより所定レベルの検出出力
信号が得られる血流通過限界状態における上記第３の圧
力センサによる検出出力信号との差分検出出力信号を動
脈硬さ観測情報として出力する。
【００１１】
【実施例】以下、本発明に係る動脈硬さ観測装置の一実
施例について、図面に従い詳細に説明する。
施例について、図面に従い詳細に説明する。
【００１２】本発明に係る動脈硬さ観測装置は、例えば
図１に示すように構成される。この図１に示す動脈硬さ
観測装置は、東洋医学における寸口の寸、関、尺の脈波
を検出して被検診者の病状を判断する脈診装置に本発明
を適用したもので、上記寸口の寸、関、尺の動脈脈波を
検出して電気信号の波形に変換する第１乃至第３の圧力
センサ１，２，３を備え、これら各圧力センサ１，２，
３による検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 を波形観測する
ための出力装置４に供給するようになっている。
図１に示すように構成される。この図１に示す動脈硬さ
観測装置は、東洋医学における寸口の寸、関、尺の脈波
を検出して被検診者の病状を判断する脈診装置に本発明
を適用したもので、上記寸口の寸、関、尺の動脈脈波を
検出して電気信号の波形に変換する第１乃至第３の圧力
センサ１，２，３を備え、これら各圧力センサ１，２，
３による検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 を波形観測する
ための出力装置４に供給するようになっている。
【００１３】上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３
は、例えば圧電形マイクロホン等の圧力電気変換素子に
より構成され、上記寸口の寸、関、尺の動脈脈波を圧力
変化としして検出する。これら第１乃至第３の圧力セン
サ１，２，３は、図２に示すように被検診者の手首に装
着される加布帯５により両端が連結される固定板６の内
壁部分に配設されている。そして、上記第１乃至第３の
圧力センサ１，２，３は、上記加布帯５に設けた空気袋
７に空気が注入されることによって、上述の東洋医学に
おける寸口の寸、関、尺に対応する被検出部位に押圧さ
れ、図３に示すように被検診者の手首の皮膚組織２０を
介して動脈２１を閉塞する。
は、例えば圧電形マイクロホン等の圧力電気変換素子に
より構成され、上記寸口の寸、関、尺の動脈脈波を圧力
変化としして検出する。これら第１乃至第３の圧力セン
サ１，２，３は、図２に示すように被検診者の手首に装
着される加布帯５により両端が連結される固定板６の内
壁部分に配設されている。そして、上記第１乃至第３の
圧力センサ１，２，３は、上記加布帯５に設けた空気袋
７に空気が注入されることによって、上述の東洋医学に
おける寸口の寸、関、尺に対応する被検出部位に押圧さ
れ、図３に示すように被検診者の手首の皮膚組織２０を
介して動脈２１を閉塞する。
【００１４】上記加布帯５に設けた空気袋７は、押圧制
御部８により制御される図示しない空気ポンプにより空
気が注入され、また、上記押圧制御部８により制御され
る図示しない排気バルブを介して排気されるようになっ
ている。さらに、上記空気袋７による上記第１乃至第３
の圧力センサ１，２，３の押圧力を第４の圧力センサ９
により検出するようになっている。
御部８により制御される図示しない空気ポンプにより空
気が注入され、また、上記押圧制御部８により制御され
る図示しない排気バルブを介して排気されるようになっ
ている。さらに、上記空気袋７による上記第１乃至第３
の圧力センサ１，２，３の押圧力を第４の圧力センサ９
により検出するようになっている。
【００１５】そして、上記寸口の尺すなわち心臓側の動
脈脈波を検出する第１の圧力センサ１は、その検出出力
信号Ｓ1 を上記出力装置４に供給するとともに、第１の
レベル検出回路１０及びノッチ検出回路１１に供給す
る。
脈脈波を検出する第１の圧力センサ１は、その検出出力
信号Ｓ1 を上記出力装置４に供給するとともに、第１の
レベル検出回路１０及びノッチ検出回路１１に供給す
る。
【００１６】上記第１のレベル検出回路１０は、上記第
１の圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ1 が得られたことを検出する。この第１のレベル検出
回路１０による検出出力信号は、タイマスタート信号と
して第１及び第３のタイマ回路１２，１５に供給され
る。
１の圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ1 が得られたことを検出する。この第１のレベル検出
回路１０による検出出力信号は、タイマスタート信号と
して第１及び第３のタイマ回路１２，１５に供給され
る。
【００１７】また、上記第１のノッチ検出回路１１は、
上記第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 すなわ
ち心臓側の動脈脈波に含まれるノッチ部分（波形欠落部
分）を検出する。この第１のノッチ検出回路１１は、上
記第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 の基本波
成分を抽出するローパスフィルタ１１Ａと、このローパ
スフィルタ１１Ａにより抽出される基本波成分を上記第
１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 から減算する
減算器１１Ｂとから成る。この減算器１１Ｂによる減算
出力信号として得られる第１のノッチ検出信号は、上記
第１のタイマ回路１２にタイマストップ信号として供給
されるとともに積分回路１４に供給され、さらに、第２
のタイマ回路１３にタイマスタート信号として供給され
る。
上記第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 すなわ
ち心臓側の動脈脈波に含まれるノッチ部分（波形欠落部
分）を検出する。この第１のノッチ検出回路１１は、上
記第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 の基本波
成分を抽出するローパスフィルタ１１Ａと、このローパ
スフィルタ１１Ａにより抽出される基本波成分を上記第
１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 から減算する
減算器１１Ｂとから成る。この減算器１１Ｂによる減算
出力信号として得られる第１のノッチ検出信号は、上記
第１のタイマ回路１２にタイマストップ信号として供給
されるとともに積分回路１４に供給され、さらに、第２
のタイマ回路１３にタイマスタート信号として供給され
る。
【００１８】そして、上記第１のタイマ回路１２は、上
記第１の圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力
信号Ｓ1 が得られたことを上記第１のレベル検出回路１
０で検出してから、上記第１の圧力センサ１の検出出力
信号Ｓ1 に含まれるノッチ部分を上記第１のノッチ検出
回路１１で検出するまでの時間を計測する。この第１の
タイマ回路１２による計測出力信号は、上記出力装置４
に供給される。また、上記積分回路１４は、上記第１の
ノッチ検出回路１１により得られる第１のノッチ検出信
号を積分する。この積分回路１４による積分出力信号
は、上記出力装置４に供給される。
記第１の圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力
信号Ｓ1 が得られたことを上記第１のレベル検出回路１
０で検出してから、上記第１の圧力センサ１の検出出力
信号Ｓ1 に含まれるノッチ部分を上記第１のノッチ検出
回路１１で検出するまでの時間を計測する。この第１の
タイマ回路１２による計測出力信号は、上記出力装置４
に供給される。また、上記積分回路１４は、上記第１の
ノッチ検出回路１１により得られる第１のノッチ検出信
号を積分する。この積分回路１４による積分出力信号
は、上記出力装置４に供給される。
【００１９】また、上記寸口の関すなわち心臓側と末梢
側との中間の動脈脈波を検出する第２の圧力センサ２
は、その検出出力信号Ｓ2 を上記出力装置４に供給する
とともに、第２のレベル検出回路１６及びノッチ検出回
路１７に供給する。
側との中間の動脈脈波を検出する第２の圧力センサ２
は、その検出出力信号Ｓ2 を上記出力装置４に供給する
とともに、第２のレベル検出回路１６及びノッチ検出回
路１７に供給する。
【００２０】上記第２のレベル検出回路１６は、上記第
２の圧力センサ２により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ2 が得られたことを検出する。この第２のレベル検出
回路１６による検出出力信号は、上記出力装置４及び押
圧制御部８に供給されるとともに、上記第３のタイマ回
路１５にタイマストップ信号として供給され、さらに、
第１のラッチ回路１８に第１のラッチ信号として供給さ
れる。
２の圧力センサ２により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ2 が得られたことを検出する。この第２のレベル検出
回路１６による検出出力信号は、上記出力装置４及び押
圧制御部８に供給されるとともに、上記第３のタイマ回
路１５にタイマストップ信号として供給され、さらに、
第１のラッチ回路１８に第１のラッチ信号として供給さ
れる。
【００２１】上記第３のタイマ回路１５は、上記第１の
圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力信号Ｓ1
が得られたことを上記第１のレベル検出回路１０で検出
してから、上記第２の圧力センサ２により所定レベル以
上の検出出力信号Ｓ2 が得られたことを上記第２のレベ
ル検出回路１６で検出するまでの時間を計測する。この
第３のタイマ回路１５による計測出力信号は、上記出力
装置４に供給される。
圧力センサ１により所定レベル以上の検出出力信号Ｓ1
が得られたことを上記第１のレベル検出回路１０で検出
してから、上記第２の圧力センサ２により所定レベル以
上の検出出力信号Ｓ2 が得られたことを上記第２のレベ
ル検出回路１６で検出するまでの時間を計測する。この
第３のタイマ回路１５による計測出力信号は、上記出力
装置４に供給される。
【００２２】また、上記第２のノッチ検出回路１７は、
上記第２の圧力センサ２による検出出力信号Ｓ2 すなわ
ち心臓側と末梢側との中間の動脈脈波に含まれるノッチ
部分（波形欠落部分）を検出する。この第２のノッチ検
出回路１７は、上記第２の圧力センサ２による検出出力
信号Ｓ2 の基本波成分を抽出するローパスフィルタ１７
Ａと、このローパスフィルタ１７Ａにより抽出される基
本波成分を上記第２の圧力センサ２による検出出力信号
Ｓ2 から減算する減算器１７Ｂとから成る。この減算器
１７Ｂによる減算出力信号として得られる第２のノッチ
検出信号は、上記第２のタイマ回路１３にタイマストッ
プ信号として供給される。
上記第２の圧力センサ２による検出出力信号Ｓ2 すなわ
ち心臓側と末梢側との中間の動脈脈波に含まれるノッチ
部分（波形欠落部分）を検出する。この第２のノッチ検
出回路１７は、上記第２の圧力センサ２による検出出力
信号Ｓ2 の基本波成分を抽出するローパスフィルタ１７
Ａと、このローパスフィルタ１７Ａにより抽出される基
本波成分を上記第２の圧力センサ２による検出出力信号
Ｓ2 から減算する減算器１７Ｂとから成る。この減算器
１７Ｂによる減算出力信号として得られる第２のノッチ
検出信号は、上記第２のタイマ回路１３にタイマストッ
プ信号として供給される。
【００２３】そして、上記第２のタイマ回路１３は、上
記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ1 に含まれるノ
ッチ部分を上記第１のノッチ検出回路１１で検出してか
ら、上記第２の圧力センサ２の検出出力信号Ｓ2 に含ま
れるノッチ部分を上記第２のノッチ検出回路１７で検出
するまでの時間を計測する。この第２のタイマ回路１３
による計測出力信号は、上記出力装置４に供給される。
記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ1 に含まれるノ
ッチ部分を上記第１のノッチ検出回路１１で検出してか
ら、上記第２の圧力センサ２の検出出力信号Ｓ2 に含ま
れるノッチ部分を上記第２のノッチ検出回路１７で検出
するまでの時間を計測する。この第２のタイマ回路１３
による計測出力信号は、上記出力装置４に供給される。
【００２４】さらに、上記寸口の寸すなわち末梢側の動
脈脈波を検出する第３の圧力センサ３は、その検出出力
信号Ｓ3 を上記出力装置４に供給するとともに、第３の
レベル検出回路１９に供給する。
脈脈波を検出する第３の圧力センサ３は、その検出出力
信号Ｓ3 を上記出力装置４に供給するとともに、第３の
レベル検出回路１９に供給する。
【００２５】上記第３のレベル検出回路１９は、上記第
３の圧力センサ３により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ3 が得られたことを検出する。この第３のレベル検出
回路１９による検出出力信号は、第２のラッチ回路２０
に第２のラッチ信号として供給される。
３の圧力センサ３により所定レベル以上の検出出力信号
Ｓ3 が得られたことを検出する。この第３のレベル検出
回路１９による検出出力信号は、第２のラッチ回路２０
に第２のラッチ信号として供給される。
【００２６】さらにまた、上記空気袋７による上記第１
乃至第３の圧力センサ１，２，３の押圧力を検出する上
記第４の圧力センサ９は、その検出出力信号Ｓ4 を上記
第１及び第２のラッチ回路１８，２０に供給する。
乃至第３の圧力センサ１，２，３の押圧力を検出する上
記第４の圧力センサ９は、その検出出力信号Ｓ4 を上記
第１及び第２のラッチ回路１８，２０に供給する。
【００２７】そして、上記第１のラッチ回路１８は、上
記第４の圧力センサ９による検出出力信号Ｓ4 を上記第
１のラッチ信号すなわち上記第２のレベル検出回路１６
による検出出力信号によってラッチし、そのラッチ出力
信号を減算器２１と除算器２２に供給する。この第１の
ラッチ回路１８によるラッチ出力信号は、上記第１の圧
力センサ１下を血流が全通過状態となって上記第２の圧
力センサ２により所定レベル以上の検出出力信号Ｓ2 が
得られる血流全通過圧力Ｐ1 を示す。
記第４の圧力センサ９による検出出力信号Ｓ4 を上記第
１のラッチ信号すなわち上記第２のレベル検出回路１６
による検出出力信号によってラッチし、そのラッチ出力
信号を減算器２１と除算器２２に供給する。この第１の
ラッチ回路１８によるラッチ出力信号は、上記第１の圧
力センサ１下を血流が全通過状態となって上記第２の圧
力センサ２により所定レベル以上の検出出力信号Ｓ2 が
得られる血流全通過圧力Ｐ1 を示す。
【００２８】また、上記第２ラッチ回路２０は、上記第
４の圧力センサ９による検出出力信号Ｓ4 を上記第２の
ラッチ信号すなわち上記第３のレベル検出回路１９によ
る検出出力信号によってラッチし、そのラッチ出力信号
を上記減算器２１に供給する。この第２のラッチ回路２
０によるラッチ出力信号は、上記第２の圧力センサ２下
を血流が全通過状態となって上記第３の圧力センサ３に
より所定レベル以上の検出出力信号Ｓ3 が得られる血流
全通過圧力Ｐ2 を示す。
４の圧力センサ９による検出出力信号Ｓ4 を上記第２の
ラッチ信号すなわち上記第３のレベル検出回路１９によ
る検出出力信号によってラッチし、そのラッチ出力信号
を上記減算器２１に供給する。この第２のラッチ回路２
０によるラッチ出力信号は、上記第２の圧力センサ２下
を血流が全通過状態となって上記第３の圧力センサ３に
より所定レベル以上の検出出力信号Ｓ3 が得られる血流
全通過圧力Ｐ2 を示す。
【００２９】上記減算器２１は、上記第１のラッチ回路
１８によるラッチ出力信号から上記第２のラッチ回路２
０によるラッチ出力信号を減算し、その減算出力信号を
上記除算器２２に供給する。この減算器２１による減算
出力信号は、上記第１のラッチ回路１８のラッチ出力信
号により示される上記第１の圧力センサ１下を血流が全
通過状態となる血流全通過圧力Ｐ1 と上記第２のラッチ
回路２０のラッチ出力信号により示される上記第２の圧
力センサ２下を血流が全通過状態となる血流全通過圧力
Ｐ2 との圧力差Ｐ1 −Ｐ2 を示す。
１８によるラッチ出力信号から上記第２のラッチ回路２
０によるラッチ出力信号を減算し、その減算出力信号を
上記除算器２２に供給する。この減算器２１による減算
出力信号は、上記第１のラッチ回路１８のラッチ出力信
号により示される上記第１の圧力センサ１下を血流が全
通過状態となる血流全通過圧力Ｐ1 と上記第２のラッチ
回路２０のラッチ出力信号により示される上記第２の圧
力センサ２下を血流が全通過状態となる血流全通過圧力
Ｐ2 との圧力差Ｐ1 −Ｐ2 を示す。
【００３０】そして、上記除算器２２は、上記減算器２
１による減算出力信号を上記第１のラッチ回路１８によ
るラッチ出力信号で除算することにより、上記減算出力
信号で示される上記圧力差Ｐ1 −Ｐ2 を正規化する。こ
の除算器２２による除算出力信号すなわち正規化した圧
力差情報（Ｐ1−Ｐ2 ）／Ｐ1 は、上記出力装置４に供
給される。
１による減算出力信号を上記第１のラッチ回路１８によ
るラッチ出力信号で除算することにより、上記減算出力
信号で示される上記圧力差Ｐ1 −Ｐ2 を正規化する。こ
の除算器２２による除算出力信号すなわち正規化した圧
力差情報（Ｐ1−Ｐ2 ）／Ｐ1 は、上記出力装置４に供
給される。
【００３１】このような構成の脈診装置は、その動作状
態が第１乃至第３の動作モードに切り換えられて使用さ
れる。
態が第１乃至第３の動作モードに切り換えられて使用さ
れる。
【００３２】先ず、第１の動作モードでは、図示しない
空気ポンプ及び排気バルブを上記押圧制御部８により制
御して、上記空気袋７による上記第１乃至第３の圧力セ
ンサ１，２，３の押圧力を血流遮断状態から全通過状態
まで徐々に変化させ、上記第１乃至第３の圧力センサ
１，２，３の各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 を出力装
置４で波形観測する。これにより、東洋医学における寸
口の寸、関、尺の動脈脈波を観測して、被検診者の病状
の判断を行うことができる。
空気ポンプ及び排気バルブを上記押圧制御部８により制
御して、上記空気袋７による上記第１乃至第３の圧力セ
ンサ１，２，３の押圧力を血流遮断状態から全通過状態
まで徐々に変化させ、上記第１乃至第３の圧力センサ
１，２，３の各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 を出力装
置４で波形観測する。これにより、東洋医学における寸
口の寸、関、尺の動脈脈波を観測して、被検診者の病状
の判断を行うことができる。
【００３３】ここで、上記第１乃至第３の圧力センサ
１，２，３の各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 は、上記
空気袋７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，
３の押圧力を血流遮断状態から全通過状態まで徐々に変
化させた場合、図４に示すように、先ず心臓側に位置す
る第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 の信号レ
ベルが上昇し、次に中央に位置する第２の圧力センサ２
による検出出力信号Ｓ2 の信号レベルが上昇し、最後に
末梢側に位置する第３の圧力センサ３による検出出力信
号Ｓ3 の信号レベルが上昇し、押圧力が低下すると第１
乃至第３の圧力センサ１，２，３による検出出力信号Ｓ
1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 の各信号レベルが同時に低下する。
１，２，３の各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 は、上記
空気袋７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，
３の押圧力を血流遮断状態から全通過状態まで徐々に変
化させた場合、図４に示すように、先ず心臓側に位置す
る第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ1 の信号レ
ベルが上昇し、次に中央に位置する第２の圧力センサ２
による検出出力信号Ｓ2 の信号レベルが上昇し、最後に
末梢側に位置する第３の圧力センサ３による検出出力信
号Ｓ3 の信号レベルが上昇し、押圧力が低下すると第１
乃至第３の圧力センサ１，２，３による検出出力信号Ｓ
1 ，Ｓ2 ，Ｓ3 の各信号レベルが同時に低下する。
【００３４】また、第２の動作モードでは、上記空気袋
７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３の押
圧力を血流遮断状態から徐々に低下させ、上記第２のレ
ベル検出回路１６による検出出力信号が得られる血流通
過限界状態で押圧力Ｐ1 を一定に維持するように、上記
第２のレベル検出回路１６による検出出力信号に基づい
て、上記押圧制御部８により図示しない空気ポンプ及び
排気バルブを制御する。
７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３の押
圧力を血流遮断状態から徐々に低下させ、上記第２のレ
ベル検出回路１６による検出出力信号が得られる血流通
過限界状態で押圧力Ｐ1 を一定に維持するように、上記
第２のレベル検出回路１６による検出出力信号に基づい
て、上記押圧制御部８により図示しない空気ポンプ及び
排気バルブを制御する。
【００３５】ここで、上記血流通過限界状態で上記第１
及び第２の圧力センサ１，２に得られる各検出出力信号
Ｓ1 ，Ｓ2 は、上記出力装置４で波形観測すると、図５
に上記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ1 の波形を
実線で示し、また、上記第２の圧力センサ２の検出出力
信号Ｓ2 の波形を破線で示すように、被検診者の血液循
環機能が正常である場合には、心収縮開始時点ｔ1 から
大動脈弁閉鎖時点ｔ2まで滑らかに連続する山状の波形
となる。
及び第２の圧力センサ１，２に得られる各検出出力信号
Ｓ1 ，Ｓ2 は、上記出力装置４で波形観測すると、図５
に上記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ1 の波形を
実線で示し、また、上記第２の圧力センサ２の検出出力
信号Ｓ2 の波形を破線で示すように、被検診者の血液循
環機能が正常である場合には、心収縮開始時点ｔ1 から
大動脈弁閉鎖時点ｔ2まで滑らかに連続する山状の波形
となる。
【００３６】これに対して、被検診者の血液循環機能に
異常がある場合には上記心室収縮開始時点ｔ１から大動
脈弁閉鎖時点ｔ２までの途中にノッチが発生する。例え
ば弁の異常などによる伝播の速い圧異常では、図６に上
記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ１の波形を実線
で示し、また、上記第２の圧力センサ２の検出出力信号
Ｓ２の波形を破線で示すように、ノッチｎ１，ｎ２が略
同時刻ｔｎに現れる。さらに、例えば心筋の異常などに
よる伝播の遅い流れ異常では、図７に上記第１の圧力セ
ンサ１の検出出力信号Ｓ１の波形を実線で示し、また、
上記第２の圧力センサ２の検出出力信号Ｓ２の波形を破
線で示すように、時間差Δｔを伴うノッチｎ１，ｎ２が
現れる。
異常がある場合には上記心室収縮開始時点ｔ１から大動
脈弁閉鎖時点ｔ２までの途中にノッチが発生する。例え
ば弁の異常などによる伝播の速い圧異常では、図６に上
記第１の圧力センサ１の検出出力信号Ｓ１の波形を実線
で示し、また、上記第２の圧力センサ２の検出出力信号
Ｓ２の波形を破線で示すように、ノッチｎ１，ｎ２が略
同時刻ｔｎに現れる。さらに、例えば心筋の異常などに
よる伝播の遅い流れ異常では、図７に上記第１の圧力セ
ンサ１の検出出力信号Ｓ１の波形を実線で示し、また、
上記第２の圧力センサ２の検出出力信号Ｓ２の波形を破
線で示すように、時間差Δｔを伴うノッチｎ１，ｎ２が
現れる。
【００３７】この脈診装置は、上記第２の動作モードに
おいて、上記心室収縮開始時点ｔ１から上記第１の圧力
センサ１の検出出力信号Ｓ１にノッチｎ１が現れるまで
の時間ｔｎを上記第１のタイマ回路１２により計測する
とともに、上記第１の圧力センサ１の検出出力信号にノ
ッチｎ１が現れてから上記第２の圧力センサ２の検出出
力信号Ｓ２にノッチｎ２が現れるまでの時間すなわち上
記ノッチｎ１，ｎ２の時間差Δｔを上記第２のタイマ回
路１３により計測し、各ノッチｎ１，ｎ２の発生時間情
報ｔｎ，Δｔを上記出力装置４で表示する。
おいて、上記心室収縮開始時点ｔ１から上記第１の圧力
センサ１の検出出力信号Ｓ１にノッチｎ１が現れるまで
の時間ｔｎを上記第１のタイマ回路１２により計測する
とともに、上記第１の圧力センサ１の検出出力信号にノ
ッチｎ１が現れてから上記第２の圧力センサ２の検出出
力信号Ｓ２にノッチｎ２が現れるまでの時間すなわち上
記ノッチｎ１，ｎ２の時間差Δｔを上記第２のタイマ回
路１３により計測し、各ノッチｎ１，ｎ２の発生時間情
報ｔｎ，Δｔを上記出力装置４で表示する。
【００３８】このように、上記第１及び第２のタイマ回
路１２，１３による各測定データｔn ，Δｔを血液循環
機能観測データとして上記出力装置４で表示することに
より、熟練を必要とすることなく被検診者の血液循環機
能の状態を非観血に且つ適確に判断できる。
路１２，１３による各測定データｔn ，Δｔを血液循環
機能観測データとして上記出力装置４で表示することに
より、熟練を必要とすることなく被検診者の血液循環機
能の状態を非観血に且つ適確に判断できる。
【００３９】さらに、上記第１の圧力センサ１の検出出
力信号Ｓ1 に現れるノッチｎ1 を検出する上記第１のノ
ッチ検出回路１１による第１のノッチ検出信号を上記積
分回路１４により積分してノッチｎの大きさ（面積）を
求めることにより、疾患の状態を定量化することがで
き、上記積分回路１４による積分出力信号を血液循環機
能観測データとして上記出力装置４で表示することによ
り、疾患の状態の判断をより一層適確に行うことができ
る。
力信号Ｓ1 に現れるノッチｎ1 を検出する上記第１のノ
ッチ検出回路１１による第１のノッチ検出信号を上記積
分回路１４により積分してノッチｎの大きさ（面積）を
求めることにより、疾患の状態を定量化することがで
き、上記積分回路１４による積分出力信号を血液循環機
能観測データとして上記出力装置４で表示することによ
り、疾患の状態の判断をより一層適確に行うことができ
る。
【００４０】また、上記第２の動作モードにおいて、上
記第３のタイマ回路１５は、上記第１の圧力センサ１に
より所定レベル以上の検出出力信号Ｓ1 が得られたこと
を上記第１のレベル検出回路１０で検出してから、上記
第２の圧力センサ２により所定レベル以上の検出出力信
号Ｓ2 が得られたことを上記第２のレベル検出回路１６
で検出するまでの時間、すなわち、上記第１の圧力セン
サ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ血液が
移動するのに要する時間τを計測する。
記第３のタイマ回路１５は、上記第１の圧力センサ１に
より所定レベル以上の検出出力信号Ｓ1 が得られたこと
を上記第１のレベル検出回路１０で検出してから、上記
第２の圧力センサ２により所定レベル以上の検出出力信
号Ｓ2 が得られたことを上記第２のレベル検出回路１６
で検出するまでの時間、すなわち、上記第１の圧力セン
サ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ血液が
移動するのに要する時間τを計測する。
【００４１】ここで、上記血流通過限界状態で上記第１
の圧力センサ１を薄膜流として血液が移動する速度ｖ
は、数１に示すように、
の圧力センサ１を薄膜流として血液が移動する速度ｖ
は、数１に示すように、
【数１】
【００４２】血液粘度μに依存するので、上記第１の圧
力センサ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ
血液が移動するのに要する時間τの計測によって、上記
血液粘度μを推定することができる。
力センサ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ
血液が移動するのに要する時間τの計測によって、上記
血液粘度μを推定することができる。
【００４３】そして、上記第３のタイマ回路１５の出力
信号が供給される上記出力装置４は、上記第１の圧力セ
ンサ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ血液
が移動するのに要する時間τの計測値を血液粘度μの計
測データとして表示する。これにより、非観血に動脈の
血液粘度μを正規化した血液粘度情報を得ることができ
る。
信号が供給される上記出力装置４は、上記第１の圧力セ
ンサ１と上記第２の圧力センサ２の間の距離Ｌだけ血液
が移動するのに要する時間τの計測値を血液粘度μの計
測データとして表示する。これにより、非観血に動脈の
血液粘度μを正規化した血液粘度情報を得ることができ
る。
【００４４】さらに、上記第２の動作モードでは、上記
第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ１に基づく基
準の波形信号と上記第２の圧力センサ２による検出出力
信号Ｓ２との比較出力信号を血管内壁状態観測情報とし
て上記出力装置４で波形表示する。上記血流通過限界状
態で上記第１の圧力センサ１下を薄膜流として移動する
血液は、動脈の血管内壁の荒れた状態に応じた波面（圧
の上昇、降下を示す）を呈し、上記第２の圧力センサ２
による検出出力信号Ｓ２は、図８に示すように、動脈の
血管内壁の荒れた状態に応じた波形となる。従って、非
観血に動脈の血管内壁の荒さ情報を得ることができる。
第１の圧力センサ１による検出出力信号Ｓ１に基づく基
準の波形信号と上記第２の圧力センサ２による検出出力
信号Ｓ２との比較出力信号を血管内壁状態観測情報とし
て上記出力装置４で波形表示する。上記血流通過限界状
態で上記第１の圧力センサ１下を薄膜流として移動する
血液は、動脈の血管内壁の荒れた状態に応じた波面（圧
の上昇、降下を示す）を呈し、上記第２の圧力センサ２
による検出出力信号Ｓ２は、図８に示すように、動脈の
血管内壁の荒れた状態に応じた波形となる。従って、非
観血に動脈の血管内壁の荒さ情報を得ることができる。
【００４５】なお、この第２の動作モードでは、心臓側
の第１の圧力センサ１及び中央の第２の圧力センサ２に
よる各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 の波形観測を行うのであ
るが、末梢側に第３の圧力センサ３があることにより、
末梢側の血液の影響を取り除いて精度の高い波形観測を
行うことができる。
の第１の圧力センサ１及び中央の第２の圧力センサ２に
よる各検出出力信号Ｓ1 ，Ｓ2 の波形観測を行うのであ
るが、末梢側に第３の圧力センサ３があることにより、
末梢側の血液の影響を取り除いて精度の高い波形観測を
行うことができる。
【００４６】次に、第３の動作モードでは、上記空気袋
７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３の押
圧力を血流遮断状態から徐々に低下させるように、上記
押圧制御部８により図示しない空気ポンプ及び排気バル
ブを制御し、上記除算器２２による除算出力信号により
示される正規化した圧力差情報（Ｐ1−Ｐ2 ）／Ｐ1 を
動脈硬さ観測情報として上記出力装置４で表示する。
７による上記第１乃至第３の圧力センサ１，２，３の押
圧力を血流遮断状態から徐々に低下させるように、上記
押圧制御部８により図示しない空気ポンプ及び排気バル
ブを制御し、上記除算器２２による除算出力信号により
示される正規化した圧力差情報（Ｐ1−Ｐ2 ）／Ｐ1 を
動脈硬さ観測情報として上記出力装置４で表示する。
【００４７】ここで、この脈診装置のように動脈に沿っ
て隣接して配置された第１乃至第３の圧力センサ１，
２，３を押圧した場合、心臓側の第１の圧力センサ１及
び末梢側の第３の圧力センサ３による荷重が第２の圧力
センサ２の位置する中央に影響を与え、中心荷重が増加
する。そして、荷重の増加分は、上記第１乃至第３の圧
力センサ１，２，３を押圧する被検診者の手首の動脈の
硬さに正の相関を持っている。従って、上記心臓側の第
１の圧力センサ１下を血流が全通過状態となる血流全通
過圧力Ｐ1 と、上記中央の第２の圧力センサ２下を血流
が全通過状態となる血流全通過圧力Ｐ2 との圧力差Ｐ1
−Ｐ2 は、上記被検診者の手首の動脈の硬さを示す情報
として用いることができる。なお、血流全通過圧力点は
最高血圧と皮膚組織を介して荷重のバランス点であるこ
とから、上記圧力差Ｐ1 −Ｐ2 は、血圧や皮膚組織の個
人差に殆ど影響を受けない。
て隣接して配置された第１乃至第３の圧力センサ１，
２，３を押圧した場合、心臓側の第１の圧力センサ１及
び末梢側の第３の圧力センサ３による荷重が第２の圧力
センサ２の位置する中央に影響を与え、中心荷重が増加
する。そして、荷重の増加分は、上記第１乃至第３の圧
力センサ１，２，３を押圧する被検診者の手首の動脈の
硬さに正の相関を持っている。従って、上記心臓側の第
１の圧力センサ１下を血流が全通過状態となる血流全通
過圧力Ｐ1 と、上記中央の第２の圧力センサ２下を血流
が全通過状態となる血流全通過圧力Ｐ2 との圧力差Ｐ1
−Ｐ2 は、上記被検診者の手首の動脈の硬さを示す情報
として用いることができる。なお、血流全通過圧力点は
最高血圧と皮膚組織を介して荷重のバランス点であるこ
とから、上記圧力差Ｐ1 −Ｐ2 は、血圧や皮膚組織の個
人差に殆ど影響を受けない。
【００４８】この実施例では、上記圧力差Ｐ１−Ｐ２を
上記除算器２２により正規化することにより血圧等に起
因する個人差を無くした動脈硬さ観測情報として上記出
力装置４で表示する。これにより、非観血に動脈の硬さ
観測情報を得ることができる。
上記除算器２２により正規化することにより血圧等に起
因する個人差を無くした動脈硬さ観測情報として上記出
力装置４で表示する。これにより、非観血に動脈の硬さ
観測情報を得ることができる。
【００４９】
【発明の効果】以上のように、本発明に係る動脈硬さ観
測装置では、動脈に沿って隣接して配された３つの押圧
部位において同圧にて血流通過制限を行い、上記動脈に
沿って隣接して配された３つの押圧部位の中央における
動脈脈波を第１の圧力センサにより検出するとともに、
末梢側における動脈脈波を第２の圧力センサにより検出
し、さらに、上記血流通過制限を行う押圧手段による押
圧力を第３の圧力センサにより検出することにより、上
記第１の圧力センサにより所定レベルの検出出力信号が
得られる血流通過限界状態における上記第３の圧力セン
サによる検出出力信号と、上記第２の圧力センサにより
所定レベルの検出出力信号が得られる血流通過限界状態
における上記第３の圧力センサによる検出出力信号との
差分検出出力信号を定量化した動脈硬さ観測情報として
得ることができる。そして、上記動脈硬さ観測情報を出
力手段から出力するので、熟練を必要とすることなく非
観血に被検診者の動脈の硬さを適確に判断できる。従っ
て、動脈の硬さの情報を心臓疾患等の判断に利用するこ
とができる。
測装置では、動脈に沿って隣接して配された３つの押圧
部位において同圧にて血流通過制限を行い、上記動脈に
沿って隣接して配された３つの押圧部位の中央における
動脈脈波を第１の圧力センサにより検出するとともに、
末梢側における動脈脈波を第２の圧力センサにより検出
し、さらに、上記血流通過制限を行う押圧手段による押
圧力を第３の圧力センサにより検出することにより、上
記第１の圧力センサにより所定レベルの検出出力信号が
得られる血流通過限界状態における上記第３の圧力セン
サによる検出出力信号と、上記第２の圧力センサにより
所定レベルの検出出力信号が得られる血流通過限界状態
における上記第３の圧力センサによる検出出力信号との
差分検出出力信号を定量化した動脈硬さ観測情報として
得ることができる。そして、上記動脈硬さ観測情報を出
力手段から出力するので、熟練を必要とすることなく非
観血に被検診者の動脈の硬さを適確に判断できる。従っ
て、動脈の硬さの情報を心臓疾患等の判断に利用するこ
とができる。
【図１】本発明を適用した脈診装置の構成を示すブロッ
ク図である。
ク図である。
【図２】図１に示した脈診装置に用いる３個の圧力セン
サの配設状態を示す斜視図である。
サの配設状態を示す斜視図である。
【図３】図１に示した脈診装置における３個の圧力セン
サによる動脈の押圧状態を示す断面図である。
サによる動脈の押圧状態を示す断面図である。
【図４】図１に示した脈診装置における３個の圧力セン
サにより得られる各検出出力信号の信号レベルの変化状
態を示す特性図である。
サにより得られる各検出出力信号の信号レベルの変化状
態を示す特性図である。
【図５】被検診者の血液循環機能が正常な場合に、図１
に示した脈診装置における第１及び第２の圧力センサに
より得られる各検出出力信号の波形を示す波形図であ
る。
に示した脈診装置における第１及び第２の圧力センサに
より得られる各検出出力信号の波形を示す波形図であ
る。
【図６】図１に示した脈診装置による血液循環機能の圧
異常の観測波形を示す波形図である。
異常の観測波形を示す波形図である。
【図７】図１に示した脈診装置による血液循環機能の流
れ異常の観測波形を示す波形図である。
れ異常の観測波形を示す波形図である。
【図８】図１に示した脈診装置による血管内壁状態の観
測波形を示す波形図である。
測波形を示す波形図である。
【図９】東洋医学における寸口の寸、関、尺の脈波を検
出する脈波検出装置を示す斜視図である。
出する脈波検出装置を示す斜視図である。
２，３，９・・・・圧力センサ ４・・・・・・・出力装置 ７・・・・・・・空気袋 ９・・・・・・・押圧制御部 １６，１９・・・・・・レベル検出回路 １８，２０・・・ラッチ検出回路 ２１・・・・・・減算器
フロントページの続き (56)参考文献 特開 平２−174829（ＪＰ，Ａ) 特開 昭51−41285（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−15037（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−259836（ＪＰ，Ａ) 特公 昭57−52054（ＪＰ，Ｂ２) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/02 - 5/0295
Claims (1)
- 【請求項１】動脈に沿って隣接して配された３つの押圧
部位において同圧にて血流通過制限を行う押圧手段と、
上記押圧手段による押圧力を制御する押圧制御手段と、
上記動脈に沿って隣接して配された３つの押圧部位の中
央にて動脈脈波を検出する第１の圧力センサ及び末梢側
にて動脈脈波を検出する第２の圧力センサと、上記押圧
手段による押圧力を検出する第３の圧力センサと、上記
第１の圧力センサにより所定レベル以上の検出出力信号
が得られたことを検出する第１のレベル検出手段と、上
記第２の圧力センサにより所定レベル以上の検出出力信
号が得られたことを検出する第２のレベル検出手段と、
上記第３の圧力センサによる検出出力信号を上記第１の
レベル検出手段による検出出力信号によりラッチする第
１のラッチ手段と、上記第３の圧力センサによる検出出
力信号を上記第２のレベル検出手段による検出出力信号
によりラッチする第２のラッチ手段と、上記第１のラッ
チ手段によるラッチ出力信号と上記第２のラッチ手段に
よるラッチ出力信号との差分を検出する差分検出手段
と、上記差分検出手段による差分検出出力信号を動脈硬
さ観測情報として出力する出力手段とを備え、上記第１
のレベル検出手段による検出出力信号が得られる血流通
過限界状態における上記第３の圧力センサによる検出出
力信号と上記第２のレベル検出手段による検出出力信号
が得られる血流通過限界状態における上記第３の圧力セ
ンサによる検出出力信号から動脈硬さ観測情報を得るよ
うにしたことを特徴とする動脈硬さ観測装置。
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3077269A JP3006123B2 (ja) | 1991-03-18 | 1991-03-18 | 動脈硬さ観測装置 |
| US07/851,662 US5365930A (en) | 1991-03-18 | 1992-03-16 | Apparatus for measuring and evaluating blood circulation |
| KR1019920004291A KR100190943B1 (ko) | 1991-03-18 | 1992-03-16 | 동맥경도 관측장치 |
| EP92400726A EP0506520B1 (en) | 1991-03-18 | 1992-03-18 | Blood flow detection apparatus |
| DE69221654T DE69221654T2 (de) | 1991-03-18 | 1992-03-18 | Gerät zur Ermittlung der Blutströmung |
| US08/052,605 US5396895A (en) | 1991-03-18 | 1993-04-27 | Apparatus for simulating blood circulation |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3077269A JP3006123B2 (ja) | 1991-03-18 | 1991-03-18 | 動脈硬さ観測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04288131A JPH04288131A (ja) | 1992-10-13 |
| JP3006123B2 true JP3006123B2 (ja) | 2000-02-07 |
Family
ID=13629132
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3077269A Expired - Lifetime JP3006123B2 (ja) | 1991-03-18 | 1991-03-18 | 動脈硬さ観測装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US5365930A (ja) |
| EP (1) | EP0506520B1 (ja) |
| JP (1) | JP3006123B2 (ja) |
| KR (1) | KR100190943B1 (ja) |
| DE (1) | DE69221654T2 (ja) |
Families Citing this family (58)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5730138A (en) * | 1988-03-10 | 1998-03-24 | Wang; Wei-Kung | Method and apparatus for diagnosing and monitoring the circulation of blood |
| KR100358508B1 (ko) | 1993-01-07 | 2003-01-10 | 세이코 엡슨 가부시키가이샤 | 동맥펄스파해석장치및그장치를사용한진단장치 |
| US5623582A (en) | 1994-07-14 | 1997-04-22 | Immersion Human Interface Corporation | Computer interface or control input device for laparoscopic surgical instrument and other elongated mechanical objects |
| US8280682B2 (en) | 2000-12-15 | 2012-10-02 | Tvipr, Llc | Device for monitoring movement of shipped goods |
| US5617869A (en) * | 1995-06-16 | 1997-04-08 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Device and method for locating flow blockage in a three-dimensional object |
| US5727561A (en) * | 1996-04-23 | 1998-03-17 | The United States Of America As Represented By The Department Of The Navy | Method and apparatus for non-invasive detection and analysis of turbulent flow in a patient's blood vessels |
| US5873863A (en) * | 1997-08-29 | 1999-02-23 | United States Surgical Corporation | Vascular surgery demonstration/training kit |
| US6205871B1 (en) * | 1998-12-22 | 2001-03-27 | The Regents Of The University Of California | Vascular phantoms |
| US6398557B1 (en) | 1999-09-17 | 2002-06-04 | The University Of Iowa Research Foundation | Devices, methods and kits for training in surgical techniques |
| US6280390B1 (en) * | 1999-12-29 | 2001-08-28 | Ramot University Authority For Applied Research And Industrial Development Ltd. | System and method for non-invasively monitoring hemodynamic parameters |
| TW524671B (en) * | 2000-06-14 | 2003-03-21 | Koninkl Philips Electronics Nv | Device for monitoring a vital sign |
| JP5110751B2 (ja) * | 2000-08-24 | 2012-12-26 | セイコーインスツル株式会社 | 超音波診断装置 |
| TW529931B (en) * | 2001-04-20 | 2003-05-01 | Combi Co | Blood viscosity measurer and arteriosclerosis measurer |
| US7202851B2 (en) * | 2001-05-04 | 2007-04-10 | Immersion Medical Inc. | Haptic interface for palpation simulation |
| KR100416046B1 (ko) * | 2001-07-03 | 2004-01-24 | 광주과학기술원 | 공압시스템을 이용한 맥파검출장치 |
| US7056123B2 (en) * | 2001-07-16 | 2006-06-06 | Immersion Corporation | Interface apparatus with cable-driven force feedback and grounded actuators |
| TW570769B (en) * | 2002-04-26 | 2004-01-11 | Chin-Yu Lin | Method and device for measuring pulse signals for simultaneously obtaining pulse pressure and blood flow rate |
| EP1615541A4 (en) * | 2003-04-03 | 2009-05-27 | Univ Virginia | SYSTEM AND METHOD FOR PASSIVE MONITORING OF ARTERIAL PRESSURE AND PULSE FREQUENCY |
| ITMI20031683A1 (it) * | 2003-08-29 | 2005-02-28 | Francesca Ghigini | Dispositivo di rilevamento della pressione arteriosa |
| US7320599B2 (en) * | 2003-10-02 | 2008-01-22 | Gary Jay Morris | Blood pressure simulation apparatus with tactile interface |
| US7286884B2 (en) | 2004-01-16 | 2007-10-23 | Medtronic, Inc. | Implantable lead including sensor |
| US7289106B2 (en) | 2004-04-01 | 2007-10-30 | Immersion Medical, Inc. | Methods and apparatus for palpation simulation |
| US20140322688A1 (en) * | 2006-03-03 | 2014-10-30 | EBM Corporation | System for evaluating cardiac surgery training |
| US20080139951A1 (en) * | 2006-12-08 | 2008-06-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Detection of Stenosis |
| KR100869514B1 (ko) * | 2007-03-14 | 2008-11-19 | 한국 한의학 연구원 | 허맥 및 실맥 진단 시스템 |
| JP2010535574A (ja) | 2007-08-07 | 2010-11-25 | カウンシル オブ サイエンティフィック アンド インダストリアル リサーチ | 動脈のナンディパルス波形の定量的検出に有用な非侵襲装置「ナンディ・トラジーニ」 |
| FR2930343B1 (fr) * | 2008-04-18 | 2014-09-19 | Commissariat Energie Atomique | Dispositif optique pour l'analyse d'un milieu diffusant maintenu par un support |
| US8396563B2 (en) | 2010-01-29 | 2013-03-12 | Medtronic, Inc. | Clock synchronization in an implantable medical device system |
| US8738321B2 (en) | 2010-09-30 | 2014-05-27 | Fitbit, Inc. | Methods and systems for classification of geographic locations for tracked activity |
| US8762102B2 (en) | 2010-09-30 | 2014-06-24 | Fitbit, Inc. | Methods and systems for generation and rendering interactive events having combined activity and location information |
| US8762101B2 (en) | 2010-09-30 | 2014-06-24 | Fitbit, Inc. | Methods and systems for identification of event data having combined activity and location information of portable monitoring devices |
| US9148483B1 (en) | 2010-09-30 | 2015-09-29 | Fitbit, Inc. | Tracking user physical activity with multiple devices |
| US9253168B2 (en) | 2012-04-26 | 2016-02-02 | Fitbit, Inc. | Secure pairing of devices via pairing facilitator-intermediary device |
| US8620617B2 (en) | 2010-09-30 | 2013-12-31 | Fitbit, Inc. | Methods and systems for interactive goal setting and recommender using events having combined activity and location information |
| US8954290B2 (en) | 2010-09-30 | 2015-02-10 | Fitbit, Inc. | Motion-activated display of messages on an activity monitoring device |
| US10983945B2 (en) | 2010-09-30 | 2021-04-20 | Fitbit, Inc. | Method of data synthesis |
| US8805646B2 (en) | 2010-09-30 | 2014-08-12 | Fitbit, Inc. | Methods, systems and devices for linking user devices to activity tracking devices |
| US8712724B2 (en) | 2010-09-30 | 2014-04-29 | Fitbit, Inc. | Calendar integration methods and systems for presentation of events having combined activity and location information |
| US11243093B2 (en) | 2010-09-30 | 2022-02-08 | Fitbit, Inc. | Methods, systems and devices for generating real-time activity data updates to display devices |
| US8744803B2 (en) | 2010-09-30 | 2014-06-03 | Fitbit, Inc. | Methods, systems and devices for activity tracking device data synchronization with computing devices |
| US9241635B2 (en) | 2010-09-30 | 2016-01-26 | Fitbit, Inc. | Portable monitoring devices for processing applications and processing analysis of physiological conditions of a user associated with the portable monitoring device |
| US8694282B2 (en) | 2010-09-30 | 2014-04-08 | Fitbit, Inc. | Methods and systems for geo-location optimized tracking and updating for events having combined activity and location information |
| US10004406B2 (en) | 2010-09-30 | 2018-06-26 | Fitbit, Inc. | Portable monitoring devices for processing applications and processing analysis of physiological conditions of a user associated with the portable monitoring device |
| US8738323B2 (en) | 2010-09-30 | 2014-05-27 | Fitbit, Inc. | Methods and systems for metrics analysis and interactive rendering, including events having combined activity and location information |
| US8954291B2 (en) | 2010-09-30 | 2015-02-10 | Fitbit, Inc. | Alarm setting and interfacing with gesture contact interfacing controls |
| US9390427B2 (en) | 2010-09-30 | 2016-07-12 | Fitbit, Inc. | Methods, systems and devices for automatic linking of activity tracking devices to user devices |
| US8615377B1 (en) | 2010-09-30 | 2013-12-24 | Fitbit, Inc. | Methods and systems for processing social interactive data and sharing of tracked activity associated with locations |
| US8738925B1 (en) | 2013-01-07 | 2014-05-27 | Fitbit, Inc. | Wireless portable biometric device syncing |
| ITGE20110138A1 (it) * | 2011-11-24 | 2013-05-25 | Cap S P A | Tonometro e metodo per la misurazione della pressione arteriosa |
| US9641239B2 (en) | 2012-06-22 | 2017-05-02 | Fitbit, Inc. | Adaptive data transfer using bluetooth |
| US9039614B2 (en) | 2013-01-15 | 2015-05-26 | Fitbit, Inc. | Methods, systems and devices for measuring fingertip heart rate |
| US9728059B2 (en) | 2013-01-15 | 2017-08-08 | Fitbit, Inc. | Sedentary period detection utilizing a wearable electronic device |
| US20150099988A1 (en) * | 2013-10-07 | 2015-04-09 | Andre Cernasov | Blood viscosity measuring method and system |
| US9031812B2 (en) | 2014-02-27 | 2015-05-12 | Fitbit, Inc. | Notifications on a user device based on activity detected by an activity monitoring device |
| US10080530B2 (en) | 2016-02-19 | 2018-09-25 | Fitbit, Inc. | Periodic inactivity alerts and achievement messages |
| CN106580273A (zh) * | 2016-11-28 | 2017-04-26 | 中国科学院微电子研究所 | 脉搏波采集装置和脉搏波采集标定方法 |
| CN107095655B (zh) * | 2017-05-16 | 2020-05-12 | 中国科学技术大学 | 基于三维数字图像相关的脉诊多维信息数字化系统及方法 |
| CN108742562B (zh) * | 2018-06-20 | 2021-04-20 | 博动医学影像科技（上海）有限公司 | 基于高血脂信息获取血管压力差的方法及装置 |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US2556043A (en) * | 1948-04-04 | 1951-06-05 | Roucka Erich | Means for artificially reproducing the actions of the heart and blood circulation and the factors controlling the same |
| GB651540A (en) * | 1948-05-14 | 1951-04-04 | Erich Roucka | Apparatus for artificially reproducing the actions of the heart and blood circulation as well as some of the various factors controlling the same |
| US3376660A (en) * | 1965-07-12 | 1968-04-09 | Westinghouse Electric Corp | Circulatory system simulator |
| US3704528A (en) * | 1970-08-17 | 1972-12-05 | Raymond J Lewis | Display device for an animal circulation system |
| US4066066A (en) * | 1975-07-01 | 1978-01-03 | Hee Soo Paek | Electronic pulse feeling device for practice of diagnosis in oriental medicine |
| EP0032159A1 (de) * | 1980-01-10 | 1981-07-22 | Yoo, Dae Joon, Dr. med. | Elektronisches Diagnosegerät für druckabhängige Pulsmessung und -aufzeichnung |
| US4368256A (en) * | 1980-07-22 | 1983-01-11 | Ciba-Geigy Ag | Process for production of masked positive color images by the silver dye bleach process and the silver dye bleach material used in this process |
| US4442845A (en) * | 1981-11-10 | 1984-04-17 | Stephens Frederick R N | Pulse curve analyser |
| US5005581A (en) * | 1988-02-25 | 1991-04-09 | Colin Electronics Co., Ltd. | Motion artifact detection for continuous blood pressure monitor transducer |
| JP2877951B2 (ja) * | 1990-06-19 | 1999-04-05 | 光衛 冨田 | 大動脈における血流速度および血流量を測定する装置 |
-
1991
- 1991-03-18 JP JP3077269A patent/JP3006123B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1992
- 1992-03-16 KR KR1019920004291A patent/KR100190943B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1992-03-16 US US07/851,662 patent/US5365930A/en not_active Expired - Lifetime
- 1992-03-18 EP EP92400726A patent/EP0506520B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1992-03-18 DE DE69221654T patent/DE69221654T2/de not_active Expired - Fee Related
-
1993
- 1993-04-27 US US08/052,605 patent/US5396895A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR920017623A (ko) | 1992-10-21 |
| US5365930A (en) | 1994-11-22 |
| US5396895A (en) | 1995-03-14 |
| JPH04288131A (ja) | 1992-10-13 |
| EP0506520A2 (en) | 1992-09-30 |
| KR100190943B1 (ko) | 1999-06-15 |
| DE69221654D1 (de) | 1997-09-25 |
| EP0506520B1 (en) | 1997-08-20 |
| DE69221654T2 (de) | 1998-01-29 |
| EP0506520A3 (en) | 1993-04-07 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3006123B2 (ja) | 動脈硬さ観測装置 | |
| US8696580B2 (en) | Arteriosclerosis evaluating apparatus | |
| JP6130474B2 (ja) | 体重計装置及び脈波速度取得方法 | |
| US7361148B2 (en) | Cuff volumetric pulse wave obtaining apparatus, cuff volumetric pulse wave analyzing apparatus, pressure pulse wave obtaining apparatus, and pressure pulse wave analyzing apparatus | |
| US7402138B2 (en) | Method and apparatus for measuring blood volume, and vital sign monitor using the same | |
| Tursky et al. | Automated constant cuff-pressure system to measure average systolic and diastolic blood pressure in man | |
| US20050171443A1 (en) | Apparatus and method for non-invasive monitoring of cardiac performance | |
| KR100697211B1 (ko) | 무구속 맥파도달시간 측정을 이용한 혈압측정시스템 및방법 | |
| CA2604337A1 (en) | System and method for non-invasive cardiovascular assessment from supra-systolic signals obtained with a wideband external pulse transducer in a blood pressure cuff | |
| US6983662B2 (en) | Bodily flow measuring system | |
| WO2008156377A1 (en) | Method and apparatus for obtaining electronic oscillotory pressure signals from an inflatable blood pressure cuff | |
| JP3057266B2 (ja) | 血液粘度観測装置 | |
| JP3006122B2 (ja) | 血管内壁状態観測装置 | |
| JP3111633B2 (ja) | 末梢動脈網検査装置 | |
| JP3057265B2 (ja) | 血液循環機能観測装置 | |
| JP3070250B2 (ja) | 末梢圧計測装置 | |
| Sidhu et al. | Comparison of artificial intelligence based oscillometric blood pressure estimation techniques: a review paper | |
| JP3070242B2 (ja) | 脈波計測装置 | |
| WO2010024417A1 (ja) | 動脈硬化評価装置 | |
| Csordás et al. | Advanced indirect method for measuring blood pressure | |
| Arathy et al. | Feasibility Study of Arterial Stiffness Monitoring based on Reflected Wave Transit Time using Carotid Acceleration Plethysmogram | |
| JPS625618B2 (ja) | ||
| JP6013111B2 (ja) | 生体情報処理装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 19991026 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20071126 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081126 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091126 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091126 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101126 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101126 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111126 Year of fee payment: 12 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term | ||
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111126 Year of fee payment: 12 |