JPH0240329B2 - - Google Patents
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- JPH0240329B2 JPH0240329B2 JP60034797A JP3479785A JPH0240329B2 JP H0240329 B2 JPH0240329 B2 JP H0240329B2 JP 60034797 A JP60034797 A JP 60034797A JP 3479785 A JP3479785 A JP 3479785A JP H0240329 B2 JPH0240329 B2 JP H0240329B2
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- pressure
- pulse wave
- cuff
- waveform
- blood pressure
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- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 claims description 24
- 230000035488 systolic blood pressure Effects 0.000 claims description 22
- 230000035487 diastolic blood pressure Effects 0.000 claims description 18
- 230000000630 rising effect Effects 0.000 claims description 4
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 11
- 238000000034 method Methods 0.000 description 11
- 238000009530 blood pressure measurement Methods 0.000 description 7
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 5
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 description 4
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔技術分野〕
この発明は振動法（オシロメトリツク法）によ
り、最高血圧値及び最低血圧値を測定する血圧計
に関するものである。
り、最高血圧値及び最低血圧値を測定する血圧計
に関するものである。
従来、リバロツチ・コロトコフ法によつて血圧
測定を行なう血圧計が種々提供されているが、こ
れはコロトコフ音が出現、消滅した時点のカフ内
圧力を夫々最高血圧、最低血圧とするものであ
り、コロトコフ音を検出するためのマイクロフオ
ンが必要であつた。マイクロフオンでコロトコフ
音を検出しているため、カフのこすれ等による外
部からの雑音の影響を受けやすく、測定誤差が生
じやすいという問題があつた。
測定を行なう血圧計が種々提供されているが、こ
れはコロトコフ音が出現、消滅した時点のカフ内
圧力を夫々最高血圧、最低血圧とするものであ
り、コロトコフ音を検出するためのマイクロフオ
ンが必要であつた。マイクロフオンでコロトコフ
音を検出しているため、カフのこすれ等による外
部からの雑音の影響を受けやすく、測定誤差が生
じやすいという問題があつた。
一方、脈動に伴つてカフ内圧力の圧力波形に含
まれる脈波成分から血圧値を求める振動法（オシ
ロメトリツク法）を用いた血圧計が提供されてお
り、例えば特開昭59−181129号公報で知られてい
る。これは脈波成分の変動から最高血圧値及び最
低血圧値を測定するものであり、カフ内圧力の圧
力波形に含まれる脈波成分から血圧値を求めるた
め、マイクロフオンが不要であり、外部からの雑
音の影響を受けないという効果がある。しかし、
この場合、脈波成分の一心拍に対応して波形のピ
ーク時におけるカフ内圧力のデータの並びから、
脈波成分の変動を検出して、最高血圧値及び最低
血圧値を測定しており、脈波成分がカフ内圧力に
比して非常に微小であることから、前記脈波成分
によるカフ内圧力の変動が明確でなく、雑音の影
響が大きいため、測定ミスの可能性が多かつた。
特に、雑音が混入した場合、振幅が大きく周波数
が高いインパルスが出現し、これも脈波成分とし
て処理されてしまい、正確な血圧測定ができない
ことがあつた。
まれる脈波成分から血圧値を求める振動法（オシ
ロメトリツク法）を用いた血圧計が提供されてお
り、例えば特開昭59−181129号公報で知られてい
る。これは脈波成分の変動から最高血圧値及び最
低血圧値を測定するものであり、カフ内圧力の圧
力波形に含まれる脈波成分から血圧値を求めるた
め、マイクロフオンが不要であり、外部からの雑
音の影響を受けないという効果がある。しかし、
この場合、脈波成分の一心拍に対応して波形のピ
ーク時におけるカフ内圧力のデータの並びから、
脈波成分の変動を検出して、最高血圧値及び最低
血圧値を測定しており、脈波成分がカフ内圧力に
比して非常に微小であることから、前記脈波成分
によるカフ内圧力の変動が明確でなく、雑音の影
響が大きいため、測定ミスの可能性が多かつた。
特に、雑音が混入した場合、振幅が大きく周波数
が高いインパルスが出現し、これも脈波成分とし
て処理されてしまい、正確な血圧測定ができない
ことがあつた。
本発明は上記の点に鑑みて成したものであつ
て、その目的とするところは、正確な血圧測定が
可能で、雑音による影響が少ない振動法を用いた
血圧計を提供することにある。
て、その目的とするところは、正確な血圧測定が
可能で、雑音による影響が少ない振動法を用いた
血圧計を提供することにある。
以下、本発明の実施例を第１図乃至第５図に基
づいて説明する。１は人体上腕に巻装される帯状
のカフで、エアーパイプ５にて血圧計本体２に接
続されている。前記エアーパイプ５の途中には、
カフ１に空気を圧送して加圧するゴム球からなる
加圧ポンプ３が設けられており、前記加圧ポンプ
３にはカフ１内の空気を排気して減圧する排気機
構４が備えられている。前記カフ１内の圧力は圧
力センサ６にて検出され、Ａ／Ｄ変換器７を介し
てデジタル信号化された後、シーケンス回路８に
入力されて血圧測定が行なわれる。前記シーケン
ス回路８の測定結果は、血圧計本体２上面に設け
られた液晶等からなる表示器９にて表示される。
前記シーケンス回路８はマイクロコンピユータで
構成され、カフ１内圧力の微小圧振動成分、即ち
脈動に伴つてカフ１内圧力の圧力波形に含まれる
脈波成分から最高血圧及び最低血圧を決定するも
のである。
づいて説明する。１は人体上腕に巻装される帯状
のカフで、エアーパイプ５にて血圧計本体２に接
続されている。前記エアーパイプ５の途中には、
カフ１に空気を圧送して加圧するゴム球からなる
加圧ポンプ３が設けられており、前記加圧ポンプ
３にはカフ１内の空気を排気して減圧する排気機
構４が備えられている。前記カフ１内の圧力は圧
力センサ６にて検出され、Ａ／Ｄ変換器７を介し
てデジタル信号化された後、シーケンス回路８に
入力されて血圧測定が行なわれる。前記シーケン
ス回路８の測定結果は、血圧計本体２上面に設け
られた液晶等からなる表示器９にて表示される。
前記シーケンス回路８はマイクロコンピユータで
構成され、カフ１内圧力の微小圧振動成分、即ち
脈動に伴つてカフ１内圧力の圧力波形に含まれる
脈波成分から最高血圧及び最低血圧を決定するも
のである。
脈波成分の大きさとなる脈波波形の面積は、カ
フ１内圧力Pn上に出現する脈波波形の曲線と、
この脈波波形の立上がり時点を基準とする基準線
とで囲まれる面積である。
フ１内圧力Pn上に出現する脈波波形の曲線と、
この脈波波形の立上がり時点を基準とする基準線
とで囲まれる面積である。
第３図及び第４図は本実施例血圧計の血圧測定
原理を示す図であり、第４図に示す如くカフ１内
圧力Pnの圧力波形に含まれる脈波成分の一心拍
に対応した波形の面積Snを求め、第３図ｂの脈
波成分の波形の面積Snの並びにおいて、Sn／Sn
−１≧1.3となる最初の時点のカフ１内圧力Pnの
読みを最高血圧Ps、脈波成分波形の面積Snが最
大の時点のカフ１圧力Pnの読みを平均血圧PMと
する。一般に、平均血圧PMは最高血圧Ps及び最
低血圧PDが求められれば、 PM＝PD＋（Ps−PD）／３ の関係式から求められることから、上記の如く最
高血圧Ps及び平均血圧PMが求められれば、最低
血圧PDは以下の関係式より算出することができ
る。
原理を示す図であり、第４図に示す如くカフ１内
圧力Pnの圧力波形に含まれる脈波成分の一心拍
に対応した波形の面積Snを求め、第３図ｂの脈
波成分の波形の面積Snの並びにおいて、Sn／Sn
−１≧1.3となる最初の時点のカフ１内圧力Pnの
読みを最高血圧Ps、脈波成分波形の面積Snが最
大の時点のカフ１圧力Pnの読みを平均血圧PMと
する。一般に、平均血圧PMは最高血圧Ps及び最
低血圧PDが求められれば、 PM＝PD＋（Ps−PD）／３ の関係式から求められることから、上記の如く最
高血圧Ps及び平均血圧PMが求められれば、最低
血圧PDは以下の関係式より算出することができ
る。
PD＝（3PM−Ps）／２
以上の方法によつて、平均血圧PMが決定され
た時点で最低血圧PDを求めることができる。
た時点で最低血圧PDを求めることができる。
次に、血圧測定の手順を説明すると、カフ１を
人体上腕に巻装した後、加圧ポンプ３を手で握つ
て圧縮膨張させてカフ１に空気を圧送し、予想さ
れる最高血圧以上にカフ１を加圧する。次に、排
気機構４を操作して、カフ１の空気を一定速度で
徐々に排気すれば、カフ１内圧力Pnは第３図ａ
に示す如く一定速度で減圧される。この時、カフ
１内圧力Pnには、第４図で明らかなように脈動
に伴つて出現する微小圧振動成分、即ち脈波振動
成分が含まれている。
人体上腕に巻装した後、加圧ポンプ３を手で握つ
て圧縮膨張させてカフ１に空気を圧送し、予想さ
れる最高血圧以上にカフ１を加圧する。次に、排
気機構４を操作して、カフ１の空気を一定速度で
徐々に排気すれば、カフ１内圧力Pnは第３図ａ
に示す如く一定速度で減圧される。この時、カフ
１内圧力Pnには、第４図で明らかなように脈動
に伴つて出現する微小圧振動成分、即ち脈波振動
成分が含まれている。
以下、シーケンス回路８での処理動作を第５図
のフローチヤートに基づいて説明する。前記シー
ケンス回路８の処理動作は、脈波成分波形の面積
Sn測定（ステツプS1〜S4）、最高血圧Ps決定（ス
テツプS5〜S7）、平均血圧PM決定（ステツプS5、
S6、S8、S9）、最低血圧PD算出（ステツプS10）か
ら成り、カフ１の減圧開始時点から血圧測定を開
始する。まず、脈波成分の一心拍に対応した波形
を抽出する為に、カフ１内圧力Pnが下降中から
上昇を開始した時点を谷として谷の圧力Pvnを求
める（ステツプS1〜S3）。ここで求めた谷の圧力
Pvnと前回求めた谷の圧力Pvn−１とを結ぶ直線
は脈波成分を含まないカフ１内圧力の降化直線で
あることから、この直線とカフ１内圧力Pn曲線
とで囲まれた部分の面積Snを測定する（ステツ
プS4）。前記Ａ／Ｄ変換器７は、高速度でカフ１
内圧力Pnの各時点における圧力値Pnをデジタル
信号化する高分解能のものであり、シーケンス回
路８は前記Ａ／Ｄ変換器７の出力信号を得て、一
心拍中の各圧力値Pnを加算して、カフ１内圧力
Pn曲線と、零或いは所定レベルとの間との面積
を求めるとともに、この面積から谷の圧力Pvn−
１とPvnとを結んだ直線と、零或いは所定のレベ
ルとの間との面積を減算することによつて、前記
面積Snを測定する。この面積Snは、脈波成分波
形の面積Snであり、脈動によるエネルギーを表
していると考えられるので、前記脈波成分波形の
面積Snを脈波成分の大きさとして、このデータ
から振動法を用いて血圧値を求めることができる
のである。この時、最高血圧Psが決定されてい
ない場合は、今回測定した脈波成分波形の面積
Snと前回測定した面積Sn−１とを比較し、Sn／
Sn−１≧1.3であれば、前回の谷の圧力Pvn−１
を最高血圧Psとして表示器９にて表示し、次の
谷の圧力を求めるためにステツプS1に戻る（ステ
ツプS5〜S7）。前回と同様にステツプS1〜S4の処
理を行なつた時、最高血圧Psが決定済みである
から、今回測定した脈波成分波形の面積Snと前
回測定した面積Sn−１とを比較する（ステツプ
S8）。第３図ｂに示すように、最高血圧Ps決定後
は脈波成分波形の面積Snは増加を続け、Sn−１
＞Snとなつた時点で前回の谷の圧力Pvn−１を平
均血圧PMとする（ステツプS8，S9）。平均血圧Ｐ
が決定されれば、前述の関係式PD＝（3PM−
Ps）／２より最低血圧値PDを算出して表示器９
にて表示し、測定を終了する（ステツプS10）。以
上の如く、脈波成分波形の面積Snのデータから
血圧値を測定するため、脈波成分波形のピーク時
におけるカフ内圧力のデータから測定する場合に
比べ、脈波成分の変動が明確となつて最高血圧値
及び最低血圧値を精度良く求めることができる。
また、雑音が混入してカフ１内圧力Pn波形に重
畳してインパルスが出現した場合でも、前記イン
パルスが振幅は大きいが周波数が高いために面積
が小さいことから、脈波成分波形の面積Snのデ
ータに与える影響が少なく、雑音の混入によつて
測定ミスを招くことが無い。
のフローチヤートに基づいて説明する。前記シー
ケンス回路８の処理動作は、脈波成分波形の面積
Sn測定（ステツプS1〜S4）、最高血圧Ps決定（ス
テツプS5〜S7）、平均血圧PM決定（ステツプS5、
S6、S8、S9）、最低血圧PD算出（ステツプS10）か
ら成り、カフ１の減圧開始時点から血圧測定を開
始する。まず、脈波成分の一心拍に対応した波形
を抽出する為に、カフ１内圧力Pnが下降中から
上昇を開始した時点を谷として谷の圧力Pvnを求
める（ステツプS1〜S3）。ここで求めた谷の圧力
Pvnと前回求めた谷の圧力Pvn−１とを結ぶ直線
は脈波成分を含まないカフ１内圧力の降化直線で
あることから、この直線とカフ１内圧力Pn曲線
とで囲まれた部分の面積Snを測定する（ステツ
プS4）。前記Ａ／Ｄ変換器７は、高速度でカフ１
内圧力Pnの各時点における圧力値Pnをデジタル
信号化する高分解能のものであり、シーケンス回
路８は前記Ａ／Ｄ変換器７の出力信号を得て、一
心拍中の各圧力値Pnを加算して、カフ１内圧力
Pn曲線と、零或いは所定レベルとの間との面積
を求めるとともに、この面積から谷の圧力Pvn−
１とPvnとを結んだ直線と、零或いは所定のレベ
ルとの間との面積を減算することによつて、前記
面積Snを測定する。この面積Snは、脈波成分波
形の面積Snであり、脈動によるエネルギーを表
していると考えられるので、前記脈波成分波形の
面積Snを脈波成分の大きさとして、このデータ
から振動法を用いて血圧値を求めることができる
のである。この時、最高血圧Psが決定されてい
ない場合は、今回測定した脈波成分波形の面積
Snと前回測定した面積Sn−１とを比較し、Sn／
Sn−１≧1.3であれば、前回の谷の圧力Pvn−１
を最高血圧Psとして表示器９にて表示し、次の
谷の圧力を求めるためにステツプS1に戻る（ステ
ツプS5〜S7）。前回と同様にステツプS1〜S4の処
理を行なつた時、最高血圧Psが決定済みである
から、今回測定した脈波成分波形の面積Snと前
回測定した面積Sn−１とを比較する（ステツプ
S8）。第３図ｂに示すように、最高血圧Ps決定後
は脈波成分波形の面積Snは増加を続け、Sn−１
＞Snとなつた時点で前回の谷の圧力Pvn−１を平
均血圧PMとする（ステツプS8，S9）。平均血圧Ｐ
が決定されれば、前述の関係式PD＝（3PM−
Ps）／２より最低血圧値PDを算出して表示器９
にて表示し、測定を終了する（ステツプS10）。以
上の如く、脈波成分波形の面積Snのデータから
血圧値を測定するため、脈波成分波形のピーク時
におけるカフ内圧力のデータから測定する場合に
比べ、脈波成分の変動が明確となつて最高血圧値
及び最低血圧値を精度良く求めることができる。
また、雑音が混入してカフ１内圧力Pn波形に重
畳してインパルスが出現した場合でも、前記イン
パルスが振幅は大きいが周波数が高いために面積
が小さいことから、脈波成分波形の面積Snのデ
ータに与える影響が少なく、雑音の混入によつて
測定ミスを招くことが無い。
次に、本発明の他の実施例を第６図及び第７図
に基づいて説明する。これは、第６図に示す如
く、脈波成分の一心拍に対応した波形の立上がり
時のカフ１内圧力を基準圧力とし、前記波形の立
上がり時から基準圧力に戻るまでの波形の面積を
脈波成分の大きさとして、この脈波成分の大きさ
より最高血圧及び最低血圧を決定するものであ
り、以下シーケンス回路８の血圧測定における処
理動作を第７図のフローチヤートに基づいて説明
する。前記シーケンス回路８の処理動作は、脈波
成分波形の面積Snの測定（ステツプS1〜S5）、最
高血圧Ps決定（ステツプS6〜S8）、平均血圧PM決
定（ステツプS6、S7、S9、S10）、最低血圧PD算出
（ステツプS11）から成り、カフ１の減圧開始時点
から血圧測定を開始する。まず、脈波成分の一心
拍に対応した波形を抽出するために、カフ１内圧
力Pnが下降中から上昇を開始した脈波成分波形
の立上がりの時点を谷とし、この谷の圧力を基準
圧力Pvnとして記憶する（ステツプS1〜S3）。次
に、前記基準圧力Pvnと各時点におけるカフ１内
圧力Pnとを順次比較し、Pn−pvn≧０であれば、
基準圧力Pvnを基準とした波高値（Pn−Pvn）を
計算して順次加算し、前記波形の立上がり時から
基準圧力Pvnに戻るまでの波形面積Snを測定する
（ステツプS4、S5）。前記面積Snは第６図から明
らかなように、カフ１内圧力Pn曲線と基準圧力
Pvレベルとで囲まれた部分の面積で、脈波成分
波形の面積Snであり、脈波成分の大きさである。
以後、脈波成分波形の面積Snのデータを基にス
テツプS6〜S11の処理を行なつて、最高血圧Ps及
び最低血圧PDを求め、表示器９にて表示する。
前記ステツプS6〜S11は前述の実施例の処理動作
におけるステツプS5〜S11と同様であるため、説
明は省略する。以上の如く、脈波成分波形の面積
Snのデータから血圧値を測定するため、脈波成
分の変動が明確となつて最高血圧及び最低血圧を
精度良く求めることができる。また、雑音が脈波
成分波形の面積Snに与える影響が少なく、雑音
の混入によつて測定ミスを招くことが無い。
に基づいて説明する。これは、第６図に示す如
く、脈波成分の一心拍に対応した波形の立上がり
時のカフ１内圧力を基準圧力とし、前記波形の立
上がり時から基準圧力に戻るまでの波形の面積を
脈波成分の大きさとして、この脈波成分の大きさ
より最高血圧及び最低血圧を決定するものであ
り、以下シーケンス回路８の血圧測定における処
理動作を第７図のフローチヤートに基づいて説明
する。前記シーケンス回路８の処理動作は、脈波
成分波形の面積Snの測定（ステツプS1〜S5）、最
高血圧Ps決定（ステツプS6〜S8）、平均血圧PM決
定（ステツプS6、S7、S9、S10）、最低血圧PD算出
（ステツプS11）から成り、カフ１の減圧開始時点
から血圧測定を開始する。まず、脈波成分の一心
拍に対応した波形を抽出するために、カフ１内圧
力Pnが下降中から上昇を開始した脈波成分波形
の立上がりの時点を谷とし、この谷の圧力を基準
圧力Pvnとして記憶する（ステツプS1〜S3）。次
に、前記基準圧力Pvnと各時点におけるカフ１内
圧力Pnとを順次比較し、Pn−pvn≧０であれば、
基準圧力Pvnを基準とした波高値（Pn−Pvn）を
計算して順次加算し、前記波形の立上がり時から
基準圧力Pvnに戻るまでの波形面積Snを測定する
（ステツプS4、S5）。前記面積Snは第６図から明
らかなように、カフ１内圧力Pn曲線と基準圧力
Pvレベルとで囲まれた部分の面積で、脈波成分
波形の面積Snであり、脈波成分の大きさである。
以後、脈波成分波形の面積Snのデータを基にス
テツプS6〜S11の処理を行なつて、最高血圧Ps及
び最低血圧PDを求め、表示器９にて表示する。
前記ステツプS6〜S11は前述の実施例の処理動作
におけるステツプS5〜S11と同様であるため、説
明は省略する。以上の如く、脈波成分波形の面積
Snのデータから血圧値を測定するため、脈波成
分の変動が明確となつて最高血圧及び最低血圧を
精度良く求めることができる。また、雑音が脈波
成分波形の面積Snに与える影響が少なく、雑音
の混入によつて測定ミスを招くことが無い。
以上のように、本発明は人体に装着するカフ
と、前記カフに送気して加圧するポンプと、前記
カフ内の空気を徐々に排気する排気手段と、前記
カフ内の圧力を検出する圧力センサ、前記圧力セ
ンサからのアナログ信号をデジタル信号に変換す
るＡ／Ｄ変換器と、前記Ａ／Ｄ変換器の出力信号
を得て徐々排気中に前記カフ内圧力に含まれる脈
波成分の一心拍に対応したカフ内圧力の脈波波形
の曲線と脈波波形の立上がり時点を基準とする基
準線とで囲まれる脈波波形の面積を計測し、前記
脈波波形の面積の脈波成分の大きさとして、この
脈波成分の大きさにより最高血圧値及び最低血圧
値を決定するシーケンス回路と、前記シーケンス
回路にて得た結果を表示する表示器とからなるの
で、脈波成分波形のピーク時におけるカフ内圧力
のデータから血圧値を測定する場合に比べ、脈波
成分の変動が明確となつて最高血圧及び最低血圧
を精度良く求めることができるという効果を奏す
る。また、雑音が混入した場合でも、雑音が脈波
成分波形の面積のデータに与える影響が少なく、
雑音の混入によつて測定ミスを招くことが無いと
いう効果もある。
と、前記カフに送気して加圧するポンプと、前記
カフ内の空気を徐々に排気する排気手段と、前記
カフ内の圧力を検出する圧力センサ、前記圧力セ
ンサからのアナログ信号をデジタル信号に変換す
るＡ／Ｄ変換器と、前記Ａ／Ｄ変換器の出力信号
を得て徐々排気中に前記カフ内圧力に含まれる脈
波成分の一心拍に対応したカフ内圧力の脈波波形
の曲線と脈波波形の立上がり時点を基準とする基
準線とで囲まれる脈波波形の面積を計測し、前記
脈波波形の面積の脈波成分の大きさとして、この
脈波成分の大きさにより最高血圧値及び最低血圧
値を決定するシーケンス回路と、前記シーケンス
回路にて得た結果を表示する表示器とからなるの
で、脈波成分波形のピーク時におけるカフ内圧力
のデータから血圧値を測定する場合に比べ、脈波
成分の変動が明確となつて最高血圧及び最低血圧
を精度良く求めることができるという効果を奏す
る。また、雑音が混入した場合でも、雑音が脈波
成分波形の面積のデータに与える影響が少なく、
雑音の混入によつて測定ミスを招くことが無いと
いう効果もある。
第１図は本発明の実施例の構成図、第２図は同
上のブロツク回路図、第３図ａ，ｂは同上の測定
原理を示す特性図、第４図は第３図ａの部分拡大
図、第５図は本発明の実施例のフローチヤート、
第６図は本発明の他の実施例の測定原理を示す特
性図、第７図は同上のフローチヤートである。 １……カフ、３……加圧ポンプ、４……排気機
構、６……圧力センサ、７……Ａ／Ｄ変換器、８
……シーケンス回路、９……表示器。
上のブロツク回路図、第３図ａ，ｂは同上の測定
原理を示す特性図、第４図は第３図ａの部分拡大
図、第５図は本発明の実施例のフローチヤート、
第６図は本発明の他の実施例の測定原理を示す特
性図、第７図は同上のフローチヤートである。 １……カフ、３……加圧ポンプ、４……排気機
構、６……圧力センサ、７……Ａ／Ｄ変換器、８
……シーケンス回路、９……表示器。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 人体に装着するカフと、 前記カフに送気して加圧するポンプと、 前記カフ内の空気を徐々に排気する排気手段
と、前記カフ内の圧力を検出する圧力センサと、 前記圧力センサからのアナログ信号をデジタル
信号に変換するＡ／Ｄ変換器と、 前記Ａ／Ｄ変換器の出力信号を得て徐々排気中
に前記カフ内圧力に含まれる脈波成分の一心拍に
対応したカフ内圧力の脈波波形の曲線と脈波波形
の立上がり時点を基準とする基準線とで囲まれる
脈波波形の面積を計測し、前記脈波波形の面積を
脈波成分の大きさとして、この脈波成分の大きさ
により最高血圧値及び最低血圧値を決定するシー
ケンス回路と、 前記シーケンス回路にて得た結果を表示する表
示器と からなることを特徴とする血圧計。 ２ シーケンス回路は、脈波成分の一心拍に対応
した脈波波形の立上がり時のカフ内圧力を基準圧
力とし、前記脈波波形の立上がり時の基準圧力に
戻るまでの脈波波形の面積を脈波波形の大きさと
することを特徴とする特許請求の範囲第１項記載
の血圧計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60034797A JPS61193633A (ja) | 1985-02-22 | 1985-02-22 | 血圧計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60034797A JPS61193633A (ja) | 1985-02-22 | 1985-02-22 | 血圧計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61193633A JPS61193633A (ja) | 1986-08-28 |
| JPH0240329B2 true JPH0240329B2 (ja) | 1990-09-11 |
Family
ID=12424237
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60034797A Granted JPS61193633A (ja) | 1985-02-22 | 1985-02-22 | 血圧計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61193633A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2511150B2 (ja) * | 1989-09-06 | 1996-06-26 | テルモ株式会社 | 電子血圧計 |
-
1985
- 1985-02-22 JP JP60034797A patent/JPS61193633A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61193633A (ja) | 1986-08-28 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |