JPH0219135A - 電子血圧計 - Google Patents
電子血圧計Info
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- JPH0219135A JPH0219135A JP63167837A JP16783788A JPH0219135A JP H0219135 A JPH0219135 A JP H0219135A JP 63167837 A JP63167837 A JP 63167837A JP 16783788 A JP16783788 A JP 16783788A JP H0219135 A JPH0219135 A JP H0219135A
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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
- A61B5/02208—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the Korotkoff method
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
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し、特に脈波ゲート中のコロト
コフ音信号に基づき血圧を判定する電子血圧計に関する
。
コフ音信号に基づき血圧を判定する電子血圧計に関する
。
[従来の技術]
従来、この種の装置ではコロトコフ音が微弱なために体
動等による外部雑音の影響を受は易く、しばしば誤判定
を生じていた。そこで、脈波信号とコロトコフ音信号と
の相関性を利用し、該脈波信号を所定値と比較すること
により脈波ゲートを作り、耐ノイズ性を高めたものがあ
る(特開昭61−279225号)。
動等による外部雑音の影響を受は易く、しばしば誤判定
を生じていた。そこで、脈波信号とコロトコフ音信号と
の相関性を利用し、該脈波信号を所定値と比較すること
により脈波ゲートを作り、耐ノイズ性を高めたものがあ
る(特開昭61−279225号)。
[発明が解決しようとする課題]
しかし、脈波信号波形は一定ではなく、またコロトコフ
音信号との相関も一定ではない。このためにコロトコフ
音信号が脈波ゲートから外れることが有り、しばしばコ
ロトコフ音信号を落としていた。
音信号との相関も一定ではない。このためにコロトコフ
音信号が脈波ゲートから外れることが有り、しばしばコ
ロトコフ音信号を落としていた。
本発明は上述した従来技術の欠点を除去するものであり
、その目的とする所は、適正な脈波ゲートの形成により
信頼性の高い血圧判定を行える電子血圧計を提供するこ
とにある。
、その目的とする所は、適正な脈波ゲートの形成により
信頼性の高い血圧判定を行える電子血圧計を提供するこ
とにある。
[課題を解決するための手段]
本発明の電子血圧計は上記の目的を達成するために、脈
波ゲート中のコロトコフ音信号に基づき血圧を判定する
電子血圧計において、脈波信号を検出する脈波検出手段
と、前記検出した脈波信号を所定閾値と比較することに
より脈波信号の立上り及び立下がりを検出するエツジ検
出手段と、前記検出した脈波信号の立上りで開始し、か
つその立下がりから所定時間経過後に終了する脈波ゲー
トを形成する脈波ゲート形成手段を備えることをその概
要とする。
波ゲート中のコロトコフ音信号に基づき血圧を判定する
電子血圧計において、脈波信号を検出する脈波検出手段
と、前記検出した脈波信号を所定閾値と比較することに
より脈波信号の立上り及び立下がりを検出するエツジ検
出手段と、前記検出した脈波信号の立上りで開始し、か
つその立下がりから所定時間経過後に終了する脈波ゲー
トを形成する脈波ゲート形成手段を備えることをその概
要とする。
また好ましくは、所定時間は最高血圧判定時と最低血圧
判定時とで異ることをその概要とする。
判定時とで異ることをその概要とする。
[作用]
かかる構成において、脈波検出手段は脈波信号を検出す
る。エツジ検出手段は前記検出した脈波信号を所定閾値
と比較することにより脈波信号の立上り及び立下がりを
検出する。脈波ゲート形成手段は前記検出した脈波信号
の立上りで開始し、かつその立下がりから所定時間経過
後に終了する脈波ゲートを形成する。好ましくは、所定
時間は最高血圧判定時と最低血圧判定時とで異る。こう
して電子血圧計は前記形成した脈波ゲート中のコロトコ
フ音信号に基づき血圧を判定する。
る。エツジ検出手段は前記検出した脈波信号を所定閾値
と比較することにより脈波信号の立上り及び立下がりを
検出する。脈波ゲート形成手段は前記検出した脈波信号
の立上りで開始し、かつその立下がりから所定時間経過
後に終了する脈波ゲートを形成する。好ましくは、所定
時間は最高血圧判定時と最低血圧判定時とで異る。こう
して電子血圧計は前記形成した脈波ゲート中のコロトコ
フ音信号に基づき血圧を判定する。
[実施例の説明コ
以下、添付図面に従って本発明による実施例を詳細に説
明する。
明する。
第1図は実施例の電子血圧計のブロック構成図である0
図において、■はカフであり、人の上腕に巻き付けて動
脈を圧迫する。2はゴム管であり、カフlへの圧力空気
の人出路を成す。3はポンプであり、カフ1内に圧力空
気を送り込む。
図において、■はカフであり、人の上腕に巻き付けて動
脈を圧迫する。2はゴム管であり、カフlへの圧力空気
の人出路を成す。3はポンプであり、カフ1内に圧力空
気を送り込む。
4は急排弁であり、カフェ内の空気を急排気する。5は
微排弁であり、カフェ内の圧力を一定速度(例えば2〜
3 m m Hg / s e c )で減少させる。
微排弁であり、カフェ内の圧力を一定速度(例えば2〜
3 m m Hg / s e c )で減少させる。
6は圧力センサ(P−S)であり、カフェ内の圧力Pを
検出する。7はアンプ(AMP)であり、カフ圧信号P
を増幅する。8はフィルタ・アンプ(F−AMP)であ
り、カフ圧信号Pから脈波信号成分APを抽出して増幅
する。9はA/D変換器(A/D)であり、カフ圧信号
P又は脈波信号APをデジタルデータに変換する。10
はマイクロフォンであり、コロトコフ音信号Kを検出す
る。11はフィルタ・コンパレータ(F−CMP)であ
り、最低血圧付近のコロトコフ音信号(例えば10〜8
0H2成分)を良く通過させると供にこれを所定閾値と
比較してパルス信号KLを出力する。12はシングル・
ショット回路(SS)であり、KL信号の立下がりで一
定パルス幅(例えば40m5)のパルス信号KLCを出
力する。13はフィルタ・コンパレータ(F−CMP)
であり、最高血圧付近のコロトコフ音信号(例えば10
〜60H,)を良く通過させると供に所定閾値と比較し
てパルス信号KHを出力する。14はシングル・ショッ
ト回路(SS)であり、KH信号の立下がりで一定パル
ス幅(例えば40μs)のパルス信号KHCを出力する
。
検出する。7はアンプ(AMP)であり、カフ圧信号P
を増幅する。8はフィルタ・アンプ(F−AMP)であ
り、カフ圧信号Pから脈波信号成分APを抽出して増幅
する。9はA/D変換器(A/D)であり、カフ圧信号
P又は脈波信号APをデジタルデータに変換する。10
はマイクロフォンであり、コロトコフ音信号Kを検出す
る。11はフィルタ・コンパレータ(F−CMP)であ
り、最低血圧付近のコロトコフ音信号(例えば10〜8
0H2成分)を良く通過させると供にこれを所定閾値と
比較してパルス信号KLを出力する。12はシングル・
ショット回路(SS)であり、KL信号の立下がりで一
定パルス幅(例えば40m5)のパルス信号KLCを出
力する。13はフィルタ・コンパレータ(F−CMP)
であり、最高血圧付近のコロトコフ音信号(例えば10
〜60H,)を良く通過させると供に所定閾値と比較し
てパルス信号KHを出力する。14はシングル・ショッ
ト回路(SS)であり、KH信号の立下がりで一定パル
ス幅(例えば40μs)のパルス信号KHCを出力する
。
15はセントラルブロセツシングユニット(CPU)で
あり、電子血圧計の主制御を行う、16はROMであり
、CPU15が実行する例えば第2図〜第4図の制御プ
ログラムを格納している。17はRAMであり、CPU
15がワークエリアとして使用する。15−1はタイマ
(TM)であり、所定時間(例えば60m5)を計時し
てタイムアウトする。18は液晶表示器(LCD)であ
り、最高血圧(SYS) 、最低血圧(DIA)、エラ
ー情報等を表示する。19はブザー(BZ)であり、使
用者に測定終了等を知らせる。20は測定開始スイッチ
(SW)であり、使用者が測定開始を指令できる。
あり、電子血圧計の主制御を行う、16はROMであり
、CPU15が実行する例えば第2図〜第4図の制御プ
ログラムを格納している。17はRAMであり、CPU
15がワークエリアとして使用する。15−1はタイマ
(TM)であり、所定時間(例えば60m5)を計時し
てタイムアウトする。18は液晶表示器(LCD)であ
り、最高血圧(SYS) 、最低血圧(DIA)、エラ
ー情報等を表示する。19はブザー(BZ)であり、使
用者に測定終了等を知らせる。20は測定開始スイッチ
(SW)であり、使用者が測定開始を指令できる。
第2図は実施例の血圧測定制御処理のフローチャートで
ある0本装置に電源投入するとこの処理に人力する。ス
テップS1では急排弁4を開き、ステップS2ではカフ
圧Pがゼロになるのを待つ。カフ圧がゼロになるとステ
ップS3で急排弁4を閉じる。ステップS4では測定開
始スイッチ20が押されるのを待つ、5W20が押され
ると、ステップS5でポンプ3を駆動開始し、ステップ
S6でカフ圧Pが設定値(例えば140〜150mmH
g)になるのを待つ、カフ圧が設定値になるとステップ
S7でポンプ3を停止する。
ある0本装置に電源投入するとこの処理に人力する。ス
テップS1では急排弁4を開き、ステップS2ではカフ
圧Pがゼロになるのを待つ。カフ圧がゼロになるとステ
ップS3で急排弁4を閉じる。ステップS4では測定開
始スイッチ20が押されるのを待つ、5W20が押され
ると、ステップS5でポンプ3を駆動開始し、ステップ
S6でカフ圧Pが設定値(例えば140〜150mmH
g)になるのを待つ、カフ圧が設定値になるとステップ
S7でポンプ3を停止する。
ステップS8では微排弁5を開く。これによりカフ圧P
は一定速度(2〜3mmHg/5ec)で減少し、この
間に第3図及び第4図(A)〜(C)の測定データ処理
が行われる。ステップS9では測定終了フラグENDF
が′1″になっているか否かを判別する。最高血圧SY
S及び最低血圧DIAを判定するとENDF= 1にな
る。
は一定速度(2〜3mmHg/5ec)で減少し、この
間に第3図及び第4図(A)〜(C)の測定データ処理
が行われる。ステップS9では測定終了フラグENDF
が′1″になっているか否かを判別する。最高血圧SY
S及び最低血圧DIAを判定するとENDF= 1にな
る。
ENDF=1なら測定の正常終了であり、ステップS1
2でLCD 18に最低血圧DIAを表示する。尚、最
高血圧SYSは前の時点で表示されている。またEND
F=1でなければステップS10でカフ圧Pが所定の低
圧しく例えば20mmHg)より低いか否かを判別する
。PALでなければまだ測定レンジ内にあり、フローは
ステップS9に戻る。またPALの時はカフ圧が測定レ
ンジより低い。そこでステップSllに進みLCD18
にERROR”を表示する。ステップS13ではブザー
19にトーン信号TONEを送る。
2でLCD 18に最低血圧DIAを表示する。尚、最
高血圧SYSは前の時点で表示されている。またEND
F=1でなければステップS10でカフ圧Pが所定の低
圧しく例えば20mmHg)より低いか否かを判別する
。PALでなければまだ測定レンジ内にあり、フローは
ステップS9に戻る。またPALの時はカフ圧が測定レ
ンジより低い。そこでステップSllに進みLCD18
にERROR”を表示する。ステップS13ではブザー
19にトーン信号TONEを送る。
正常終了時と異常終了時とでは異るトーン信号を送る。
ステップS14では微排弁5を閉じてステップS1に戻
る。ステップS1〜S3ではカフ1の残空気を急排気し
、ステップS4で次の測定開始を待つ。
る。ステップS1〜S3ではカフ1の残空気を急排気し
、ステップS4で次の測定開始を待つ。
第3図は実施例の測定データ処理のフローチャートであ
る。この処理は第2図のステップS8の実行後に開始さ
れる。
る。この処理は第2図のステップS8の実行後に開始さ
れる。
ステップS21〜S25では一連の初期化処理を行う。
ステップS21では工、〜I、の割込イネーブルマスク
11〜l3ENFを全て割込不可状態(0)にする。ス
テップS22では最高血圧レジスタ5YSR及び最低血
圧レジスタDIARの内容をクリアする。ステップS2
3では脈波信号APが帰線レベルTHを上回っているか
否かを示す脈波フラグAUPFをクリアする。
11〜l3ENFを全て割込不可状態(0)にする。ス
テップS22では最高血圧レジスタ5YSR及び最低血
圧レジスタDIARの内容をクリアする。ステップS2
3では脈波信号APが帰線レベルTHを上回っているか
否かを示す脈波フラグAUPFをクリアする。
ステップS24では最高血圧判定終了フラグ5YSFと
最低血圧検出フラグDIAFをクリアする。ステップS
25では測定終了フラグENDFをクリアする。
最低血圧検出フラグDIAFをクリアする。ステップS
25では測定終了フラグENDFをクリアする。
ステップS26では脈波信号APをサンプリングする。
ステップS27では脈波信号APが帰線レベルTHを上
回っているか否かを判別する。
回っているか否かを判別する。
例えばA/D変換器9の入力における脈波信号APのフ
ルレンジを0〜3■とすると帰線レベルTHは1vであ
る。
ルレンジを0〜3■とすると帰線レベルTHは1vであ
る。
A P > T Hの時はステップS28でAUPF=
0か否かを判別する。AUPF=Oなら脈波信号APが
帰線レベルTHを下から上に通過したところである。ス
テップS29ではAUPFに“1゛をセットする。ステ
ップS30では5YSF=1か否かを調べる。5YSF
=1でなければ最高血圧判定前であるのでステップS3
1でI、ENFに“1”をセットする。これによりKH
C信号による割り込みが可能になる。このIIENF=
1の期間は脈波ゲートに相当する。またステップS30
の判別で5YSF=1なら最低血圧判定のための区間で
あり、ステップS32で1.ENFに”l”をセットす
る。これによりKLC信号の割り込みが可能になる。ま
たステップS28の判別でAUPF=Oでない時は既に
脈波信号APが帰線レベルTHを上回っている状態であ
り、フローは単に脈波信号APのサンプリングを続け、
■、又はI2の割り込み発生を待つ。
0か否かを判別する。AUPF=Oなら脈波信号APが
帰線レベルTHを下から上に通過したところである。ス
テップS29ではAUPFに“1゛をセットする。ステ
ップS30では5YSF=1か否かを調べる。5YSF
=1でなければ最高血圧判定前であるのでステップS3
1でI、ENFに“1”をセットする。これによりKH
C信号による割り込みが可能になる。このIIENF=
1の期間は脈波ゲートに相当する。またステップS30
の判別で5YSF=1なら最低血圧判定のための区間で
あり、ステップS32で1.ENFに”l”をセットす
る。これによりKLC信号の割り込みが可能になる。ま
たステップS28の判別でAUPF=Oでない時は既に
脈波信号APが帰線レベルTHを上回っている状態であ
り、フローは単に脈波信号APのサンプリングを続け、
■、又はI2の割り込み発生を待つ。
ステップS27の判別でA P > T Hでない時は
ステップS33でAUPF=1か否かを判別する。AU
PF=1なら脈波信号APが帰線レベルT□を上から下
に通過したところである。ステップS34ではAUPF
に“O”をセットする。
ステップS33でAUPF=1か否かを判別する。AU
PF=1なら脈波信号APが帰線レベルT□を上から下
に通過したところである。ステップS34ではAUPF
に“O”をセットする。
ステップS35ではl2ENFが1か否かを判別する。
Is ENF=iでない時は、1.ENF=1の時にA
PがTHを上から下に通過した時であり、フローはステ
ップS36に進みタイマ15−1 (例えば60m5)
をスタートする。ステップS37ではタイマ割込1sE
NFに“1“をセットし、割込可能にする。
PがTHを上から下に通過した時であり、フローはステ
ップS36に進みタイマ15−1 (例えば60m5)
をスタートする。ステップS37ではタイマ割込1sE
NFに“1“をセットし、割込可能にする。
またステップS35の判別で1.ENF=1の時はIt
ENF=1の区間にKLC信号が発生しなかったこと
であり、フローはステップS38に進みIzENFに“
0”をセットする。ステップS39ではD I AF=
1か否かを判別する。DIAF= 1でない時はまだ
最低血圧を一度もサンプリングしていないのでステップ
S26に戻る。またD I AF= 1の時はステップ
S40に進み、かかる状態(rz ENF=1の区間に
KLC信号が発生しない状態)が2拍連続して生じたか
否かを判別する。2拍連続して生じていなければステッ
プS26に戻る。また2拍連続して生じた時は正常終了
でありステップS41でENDFに“1”をセットする
。
ENF=1の区間にKLC信号が発生しなかったこと
であり、フローはステップS38に進みIzENFに“
0”をセットする。ステップS39ではD I AF=
1か否かを判別する。DIAF= 1でない時はまだ
最低血圧を一度もサンプリングしていないのでステップ
S26に戻る。またD I AF= 1の時はステップ
S40に進み、かかる状態(rz ENF=1の区間に
KLC信号が発生しない状態)が2拍連続して生じたか
否かを判別する。2拍連続して生じていなければステッ
プS26に戻る。また2拍連続して生じた時は正常終了
でありステップS41でENDFに“1”をセットする
。
またステップS33でAUPF=1でない時は既に脈波
信号APが帰線レベルTHを下回っている状態であり、
フローは単に脈波信号APのサンプリングを続け、AP
がTHを上回るのを待つ。
信号APが帰線レベルTHを下回っている状態であり、
フローは単に脈波信号APのサンプリングを続け、AP
がTHを上回るのを待つ。
第4図(A)〜(C)は工、〜工3の割込処理のフロー
チャートである。
チャートである。
1、ENF=1の間にKHC信号が発生すると第4図(
A)の割込処理に入力する。ステップS51では重ねて
11の割り込みが生じないように1+ENFに“O”を
セットする。またこの時点ではIs ENF=1にされ
ているかも知れないのでl3ENFに“O”をセットす
る。ステップS52ではKHC信号発生時のカフ圧Pを
サンプリングして5YSR(n)にストアする。最初は
n=1であり、5YSR(1)にストアする。以下同様
にしてn=2.n=3までの脈波3拍分を格納できる。
A)の割込処理に入力する。ステップS51では重ねて
11の割り込みが生じないように1+ENFに“O”を
セットする。またこの時点ではIs ENF=1にされ
ているかも知れないのでl3ENFに“O”をセットす
る。ステップS52ではKHC信号発生時のカフ圧Pを
サンプリングして5YSR(n)にストアする。最初は
n=1であり、5YSR(1)にストアする。以下同様
にしてn=2.n=3までの脈波3拍分を格納できる。
ステップS53では脈波3拍分を格納したか否かを判別
する。3拍分でないなら処理をリターンする。また3拍
分なら最高血圧判定可能であり、ステップS54で5Y
SFにl″をセットし、ステップS55で1拍目の血圧
sys (1)を読み出してこれを最高血圧SYSとし
てLCD18に表示する。
する。3拍分でないなら処理をリターンする。また3拍
分なら最高血圧判定可能であり、ステップS54で5Y
SFにl″をセットし、ステップS55で1拍目の血圧
sys (1)を読み出してこれを最高血圧SYSとし
てLCD18に表示する。
IaENF”1の間にKLC信号が発生すると第4図(
B)の割込処理に入力する。ステップS61では重ねて
I2の割り込みが生じないようにl2ENFに“0”を
セットする。ステップS62ではKLC信号発生時点の
カフ圧PをサンプリングしてDIARにストアする。ス
テップS63では最低血圧となる可能性のあるデータが
検出されたのでDIAFに“1″′をセットする。
B)の割込処理に入力する。ステップS61では重ねて
I2の割り込みが生じないようにl2ENFに“0”を
セットする。ステップS62ではKLC信号発生時点の
カフ圧PをサンプリングしてDIARにストアする。ス
テップS63では最低血圧となる可能性のあるデータが
検出されたのでDIAFに“1″′をセットする。
l3ENF=1の間にタイムアウト信号が発生すると第
4図(C)の割込処理に入力する。
4図(C)の割込処理に入力する。
ステップS71ではI3 ENFに“0”をセットする
。ステップS72でタイマ15−1がタイムアウトア(
60ms経過)したので、I、ENFに“O”をセット
して脈波ゲートを閉じる。
。ステップS72でタイマ15−1がタイムアウトア(
60ms経過)したので、I、ENFに“O”をセット
して脈波ゲートを閉じる。
第5図は実施例の測定データ処理のタイミングチャート
である0図において、信号KH’はF−CMP 13の
フィルタ通過信号であり、信号KL’はF−CMP 1
1のフィルタ通過信号である。また第5図の左側半分は
最高血圧判定区間(SYSF=O)における各信号を示
しており、ここにおいて脈波ゲートKG (I、ENF
=1)はもしKHC信号がゲート内に発生すればその時
点でリセットされ、発生しなければ脈波信号APが帰線
レベルToを下回った時点から更に60m5延長されて
いる。最高血圧判定付近の脈波信号とコロトコフ音信号
の位相関係を考慮したものである。また第5図の右半分
は最低血圧判定区間(SYSF=1)における各信号を
示しており、脈波ゲートKG (1,ENF=1)はも
しKLC信号が存在すればその時点でリセットされ、存
在しなければ脈波信号APが帰線レベルT、を下回った
時点でリセットされる。最低血圧判定付近の脈波信号と
コロトコフ音信号の位相関係を考慮したものである。
である0図において、信号KH’はF−CMP 13の
フィルタ通過信号であり、信号KL’はF−CMP 1
1のフィルタ通過信号である。また第5図の左側半分は
最高血圧判定区間(SYSF=O)における各信号を示
しており、ここにおいて脈波ゲートKG (I、ENF
=1)はもしKHC信号がゲート内に発生すればその時
点でリセットされ、発生しなければ脈波信号APが帰線
レベルToを下回った時点から更に60m5延長されて
いる。最高血圧判定付近の脈波信号とコロトコフ音信号
の位相関係を考慮したものである。また第5図の右半分
は最低血圧判定区間(SYSF=1)における各信号を
示しており、脈波ゲートKG (1,ENF=1)はも
しKLC信号が存在すればその時点でリセットされ、存
在しなければ脈波信号APが帰線レベルT、を下回った
時点でリセットされる。最低血圧判定付近の脈波信号と
コロトコフ音信号の位相関係を考慮したものである。
尚、上述実施例では脈波信号APをカフ圧の検出信号P
から分離抽出したが、これに限らない。
から分離抽出したが、これに限らない。
他にも、例えばマイクロフォンで心拍信号を検出し、こ
れを脈波信号APとしても良い。
れを脈波信号APとしても良い。
また上述実施例ではカフェの微排減圧工程中で最高血圧
SYSと最低血圧DIAを判定する場合を述べたが、こ
れに限らない。他にもカフの定速加圧工程中で最低血圧
DIAと最高血圧SYSを判定するようにしても良い。
SYSと最低血圧DIAを判定する場合を述べたが、こ
れに限らない。他にもカフの定速加圧工程中で最低血圧
DIAと最高血圧SYSを判定するようにしても良い。
この場合はコロトコフ音信号の発現時が最低血圧DNA
であり、消滅時が最高血圧SYSになる。
であり、消滅時が最高血圧SYSになる。
[発明の効果]
以上述べた如く本発明によれば、コロトコフ音信号に対
して常に正確に脈波ゲートを開くので信頼性の高い血圧
測定が行える。
して常に正確に脈波ゲートを開くので信頼性の高い血圧
測定が行える。
第1図は実施例の電子血圧計のブロック構成図、
第2図は実施例の血圧測定制御処理のフローチャート、
第3図は実施例の測定データ処理のフローチャート、
第4図(A)〜(C)はI l” I 3の割込処理の
フローチャート、 第5図は実施例の測定データ処理のタイミングチャート
である。 図中、1・・・カフ、2・・・ゴム管、3・・・ポンプ
、4・・・急排弁、5・・・微排弁、6・・・圧力セン
サ(p−S) 7・・・アンプ(AMP) 8
・・・フィルタ・アンプ(F−AMP) 、9・・・A
/D変換器(A/D)、10・・・マイクロフォン、1
1.13・・・フィルタ・コンパレータ(F−CMP)
、12.14・・・シングル・ショット回路(SS)、
15・・・セ〕トラルブロセツシングユニット(CP
U )15−1・・・タイマ(TM)、16・・・RO
M、17・・・RAM、18・・・液晶表示器(LCD
)、19・・・ブザー(BZ)、20・・・測定開始ス
イッチ(SW)である。
フローチャート、 第5図は実施例の測定データ処理のタイミングチャート
である。 図中、1・・・カフ、2・・・ゴム管、3・・・ポンプ
、4・・・急排弁、5・・・微排弁、6・・・圧力セン
サ(p−S) 7・・・アンプ(AMP) 8
・・・フィルタ・アンプ(F−AMP) 、9・・・A
/D変換器(A/D)、10・・・マイクロフォン、1
1.13・・・フィルタ・コンパレータ(F−CMP)
、12.14・・・シングル・ショット回路(SS)、
15・・・セ〕トラルブロセツシングユニット(CP
U )15−1・・・タイマ(TM)、16・・・RO
M、17・・・RAM、18・・・液晶表示器(LCD
)、19・・・ブザー(BZ)、20・・・測定開始ス
イッチ(SW)である。
Claims (2)
- (1)脈波ゲート中のコロトコフ音信号に基づき血圧を
判定する電子血圧計において、 脈波信号を検出する脈波検出手段と、 前記検出した脈波信号を所定閾値と比較することにより
脈波信号の立上り及び立下がりを検出するエッジ検出手
段と、 前記検出した脈波信号の立上りで開始し、 かつその立下がりから所定時間経過後に終了する脈波ゲ
ートを形成する脈波ゲート形成手段を備えることを特徴
とする電子血圧計。 - (2)所定時間は最高血圧判定時と最低血圧判定時とで
異なることを特徴とする請求項1記載の電子血圧計。
Priority Applications (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63167837A JPH0219135A (ja) | 1988-07-07 | 1988-07-07 | 電子血圧計 |
US07/375,921 US4971064A (en) | 1988-07-07 | 1989-07-06 | Electronic clinical sphygmomanometer |
DE68912425T DE68912425T2 (de) | 1988-07-07 | 1989-07-07 | Elektronisches klinisches Sphygmomanometer. |
EP89112501A EP0350076B1 (en) | 1988-07-07 | 1989-07-07 | Electronic clinical sphygmomanometer |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63167837A JPH0219135A (ja) | 1988-07-07 | 1988-07-07 | 電子血圧計 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0219135A true JPH0219135A (ja) | 1990-01-23 |
Family
ID=15857001
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP63167837A Withdrawn JPH0219135A (ja) | 1988-07-07 | 1988-07-07 | 電子血圧計 |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4971064A (ja) |
EP (1) | EP0350076B1 (ja) |
JP (1) | JPH0219135A (ja) |
DE (1) | DE68912425T2 (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2011200609A (ja) * | 2010-03-26 | 2011-10-13 | Terumo Corp | 電子血圧計 |
Families Citing this family (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5135003A (en) * | 1987-08-11 | 1992-08-04 | Terumo Kabushiki Kaisha | Automatic sphygmomanometer |
US5165416A (en) * | 1990-08-23 | 1992-11-24 | Colin Electronics Co., Ltd. | Continuous blood pressure monitoring system having a digital cuff calibration system and method |
US5406954A (en) * | 1992-01-13 | 1995-04-18 | Tomita; Mitsuei | Apparatus for detecting and displaying blood circulatory information |
Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JPS59108535A (ja) * | 1982-12-10 | 1984-06-23 | 三洋電機株式会社 | 血圧計 |
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DE3116387C2 (de) * | 1981-04-24 | 1983-11-10 | Asulab AG, 2502 Bienne | Verfahren zum Messen des Blutdrucks einer Person und Blutdruckmeßeinrichtung |
JPS59146638A (ja) * | 1983-02-14 | 1984-08-22 | シャープ株式会社 | 血圧測定装置 |
EP0154995B1 (en) * | 1984-03-13 | 1990-09-19 | Omron Tateisi Electronics Co. | Device for measuring blood pressure |
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JPS62233142A (ja) * | 1986-04-03 | 1987-10-13 | テルモ株式会社 | 血圧測定装置 |
-
1988
- 1988-07-07 JP JP63167837A patent/JPH0219135A/ja not_active Withdrawn
-
1989
- 1989-07-06 US US07/375,921 patent/US4971064A/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-07-07 EP EP89112501A patent/EP0350076B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-07-07 DE DE68912425T patent/DE68912425T2/de not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS59108535A (ja) * | 1982-12-10 | 1984-06-23 | 三洋電機株式会社 | 血圧計 |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2011200609A (ja) * | 2010-03-26 | 2011-10-13 | Terumo Corp | 電子血圧計 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP0350076B1 (en) | 1994-01-19 |
DE68912425D1 (de) | 1994-03-03 |
DE68912425T2 (de) | 1994-07-28 |
US4971064A (en) | 1990-11-20 |
EP0350076A1 (en) | 1990-01-10 |
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