JPH0349571B2 - - Google Patents
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- JPH0349571B2 JPH0349571B2 JP57191991A JP19199182A JPH0349571B2 JP H0349571 B2 JPH0349571 B2 JP H0349571B2 JP 57191991 A JP57191991 A JP 57191991A JP 19199182 A JP19199182 A JP 19199182A JP H0349571 B2 JPH0349571 B2 JP H0349571B2
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- blood pressure
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- korotkoff
- amplifier
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B7/00—Instruments for auscultation
- A61B7/02—Stethoscopes
- A61B7/04—Electric stethoscopes
- A61B7/045—Detection of Korotkoff sounds
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
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- Veterinary Medicine (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
発明の関連する技術分野
本発明は、リヴア・ロチ法（間接血圧評定法）
により血圧を測定する際に発生するコロトコフ音
を電子的に評価し、かつ収縮期血圧値および拡張
期血圧値に対応するコロトコフ音を検出したとき
に所定の信号を発生するための、コロトコフ音の
電子的評価装置に関する。
により血圧を測定する際に発生するコロトコフ音
を電子的に評価し、かつ収縮期血圧値および拡張
期血圧値に対応するコロトコフ音を検出したとき
に所定の信号を発生するための、コロトコフ音の
電子的評価装置に関する。
本発明はまた、コロトコフ音の電子的評価方法
を開示するものである。本発明による評価方法で
は、コロトコフ音の周波数分析を行ない、かつ収
縮期血圧値および拡張器血圧値に特有の周波数ス
ペクトルの変動を検出することにより、所定の信
号を検出するように構成される。
を開示するものである。本発明による評価方法で
は、コロトコフ音の周波数分析を行ない、かつ収
縮期血圧値および拡張器血圧値に特有の周波数ス
ペクトルの変動を検出することにより、所定の信
号を検出するように構成される。
技術水準
リヴア・ロチ法に従つて作動する電子式血圧測
定装置は公知である（ドイツ連邦共和国特許出願
公告第2945126号公報参照）。この装置は、コロト
コフ音の全周波数帯域から狭い周波数帯域をろ波
し、それに対応する振幅値を検出することによ
り、コロトコフ音を評価する。この場合、測定中
にカフ圧が低下する際に最初に現れるコロトコフ
音と、最後に発生するコロトコフ音が、後置接続
された論理スイツチ回路により検出され、それに
より収縮期血圧値と拡張期血圧値とが決定され
る。また、特別な装置構成により妨害雑音を減衰
させることができる。しかしこの公知の構成に
は、振幅の小さい妨害雑音に弱いという欠点があ
る。この種の妨害雑音は、例えばコロトコフ音を
検出するために用いられるマイクロホンが、不適
切な位置に置かれた場合に発生する。
定装置は公知である（ドイツ連邦共和国特許出願
公告第2945126号公報参照）。この装置は、コロト
コフ音の全周波数帯域から狭い周波数帯域をろ波
し、それに対応する振幅値を検出することによ
り、コロトコフ音を評価する。この場合、測定中
にカフ圧が低下する際に最初に現れるコロトコフ
音と、最後に発生するコロトコフ音が、後置接続
された論理スイツチ回路により検出され、それに
より収縮期血圧値と拡張期血圧値とが決定され
る。また、特別な装置構成により妨害雑音を減衰
させることができる。しかしこの公知の構成に
は、振幅の小さい妨害雑音に弱いという欠点があ
る。この種の妨害雑音は、例えばコロトコフ音を
検出するために用いられるマイクロホンが、不適
切な位置に置かれた場合に発生する。
本発明の効果
特許請求の範囲第１項記載の特徴を有する本発
明の発明は、コロトコフ音の周波数スペクトルお
よびこのスペクトルの変化によつて、血圧値を良
好に検出できるという効果がある。公知の装置に
比べて良好にコロトコフ音を検出できるため電子
血圧測定装置の測定精度を高めることができる。
また他の利点としては、測定結果が公知の装置ほ
どはマイクロホンの位置に依存せず、人為的な雑
音を抑圧できるということが挙げられる。
明の発明は、コロトコフ音の周波数スペクトルお
よびこのスペクトルの変化によつて、血圧値を良
好に検出できるという効果がある。公知の装置に
比べて良好にコロトコフ音を検出できるため電子
血圧測定装置の測定精度を高めることができる。
また他の利点としては、測定結果が公知の装置ほ
どはマイクロホンの位置に依存せず、人為的な雑
音を抑圧できるということが挙げられる。
実施態様項に記載した装置により特許請求の範
囲第１項および第３項に記載した装置の有利な実
施例が得られる。
囲第１項および第３項に記載した装置の有利な実
施例が得られる。
次に図面に示す実施例について本発明を詳細に
説明する。
説明する。
実施例の説明
第１図には、コロトコフ音を評価するための評
価装置を参照番号10により示している。コロトコ
フ音は、リヴア・ロチ法により電子的に血圧を測
定する際に発生する。評価装置１０は血圧測定装
置に属し、その入力側１１は、例えば生体音測定
マイクロホンであるマイクロホン１２と接続され
ている。マイクロホンは、膨張させることのでき
る血圧測定用腕帯（カフ）１３に取付けられてい
る。評価装置の入力側１１は、制御可能な増幅器
１４を介して帯域フイルタ１６，１７，１８の入
力側と接続されている。増幅器１４は、制御電圧
URの供給を受けるための端子１５を有している。
第１図には、分り易くするため３個の帯域フイル
タしか図示していない。これらフイルタは、コロ
トコフ音の周波数スペクトルのうち、隣接する２
つの周波数範囲Ｆ１，Ｆ２と、この２つとは離れ
た周波数範囲Ｆ３にある周波数を通過させるよう
に構成されている。帯域フイルタ１７と１８との
間の破線は、３個以上のフイルタを、つまりｎ周
波数範囲に対応してｎ個の帯域フイルタを使用で
きるということを意味している。各帯域フイルタ
はそれぞれ整流回路１９，２０および２１と接続
されている。各整流回路は、回路網２２に第１の
直流電流を供給する。回路網２２は制御電圧線路
２３を介して増幅器１４の端子１５に接続されて
いる。
価装置を参照番号10により示している。コロトコ
フ音は、リヴア・ロチ法により電子的に血圧を測
定する際に発生する。評価装置１０は血圧測定装
置に属し、その入力側１１は、例えば生体音測定
マイクロホンであるマイクロホン１２と接続され
ている。マイクロホンは、膨張させることのでき
る血圧測定用腕帯（カフ）１３に取付けられてい
る。評価装置の入力側１１は、制御可能な増幅器
１４を介して帯域フイルタ１６，１７，１８の入
力側と接続されている。増幅器１４は、制御電圧
URの供給を受けるための端子１５を有している。
第１図には、分り易くするため３個の帯域フイル
タしか図示していない。これらフイルタは、コロ
トコフ音の周波数スペクトルのうち、隣接する２
つの周波数範囲Ｆ１，Ｆ２と、この２つとは離れ
た周波数範囲Ｆ３にある周波数を通過させるよう
に構成されている。帯域フイルタ１７と１８との
間の破線は、３個以上のフイルタを、つまりｎ周
波数範囲に対応してｎ個の帯域フイルタを使用で
きるということを意味している。各帯域フイルタ
はそれぞれ整流回路１９，２０および２１と接続
されている。各整流回路は、回路網２２に第１の
直流電流を供給する。回路網２２は制御電圧線路
２３を介して増幅器１４の端子１５に接続されて
いる。
また、２つの整流回路、例えば１９，２０が、
商形成装置２５，２６に第２の直流電圧を供給す
る。商形成装置２５，２６はそれぞれ、デイスク
リミネータ２７，２８を介して制御論理回路２９
と接続されている。商形成装置には２つの直流電
圧値が供給され、これら電圧値の商（比）を形成
する。制御論理回路２９の出力側３０は、同時に
評価装置１０の出力側でもある。出力側３０は、
例えば２指針血圧計である血圧計３１と接続され
ている。場合によつては、２指針血圧計の代わり
に１指針血圧計を使用してもよい。その時は、収
縮期血圧値および拡張期血圧値を、光学信号ない
し音響信号によつて表示装置３２から続取れるよ
うにすることができる。
商形成装置２５，２６に第２の直流電圧を供給す
る。商形成装置２５，２６はそれぞれ、デイスク
リミネータ２７，２８を介して制御論理回路２９
と接続されている。商形成装置には２つの直流電
圧値が供給され、これら電圧値の商（比）を形成
する。制御論理回路２９の出力側３０は、同時に
評価装置１０の出力側でもある。出力側３０は、
例えば２指針血圧計である血圧計３１と接続され
ている。場合によつては、２指針血圧計の代わり
に１指針血圧計を使用してもよい。その時は、収
縮期血圧値および拡張期血圧値を、光学信号ない
し音響信号によつて表示装置３２から続取れるよ
うにすることができる。
次に第１図に示す装置の動作を説明する。
先ず、カフ１３を腕に巻きつけ、カフ圧が収縮
期血圧値より上になるまで膨張させる。次いでカ
フ内の空気を徐々に抜いて行くと、カフ圧が収縮
期血圧値付近まで下がつた時に、コロトコフ音が
発生する。マイクロホン１２が検出するコロトコ
フ音ないし音響信号は、多数の周波数を含んでい
る。つまり、20Hz〜250Hzの周波数を含むコロト
コフ音周波数スペクトルからなつている。
期血圧値より上になるまで膨張させる。次いでカ
フ内の空気を徐々に抜いて行くと、カフ圧が収縮
期血圧値付近まで下がつた時に、コロトコフ音が
発生する。マイクロホン１２が検出するコロトコ
フ音ないし音響信号は、多数の周波数を含んでい
る。つまり、20Hz〜250Hzの周波数を含むコロト
コフ音周波数スペクトルからなつている。
音響信号はマイクロホン１２により電気信号に
変換される。この電気信号は制御可能な増幅器１
４で増幅された後、帯域フイルタ１６，１７，１
８により周波数範囲Ｆ１，Ｆ２，Ｆ３に分割され
る。周波数範囲Ｆ１は例えば18Hz〜22Hzの周波数
を含み、周波数範囲Ｆ２は28Hz〜35Hz、周波数範
囲Ｆ３は180Hz〜220Hzの周波数を含んでいる。
変換される。この電気信号は制御可能な増幅器１
４で増幅された後、帯域フイルタ１６，１７，１
８により周波数範囲Ｆ１，Ｆ２，Ｆ３に分割され
る。周波数範囲Ｆ１は例えば18Hz〜22Hzの周波数
を含み、周波数範囲Ｆ２は28Hz〜35Hz、周波数範
囲Ｆ３は180Hz〜220Hzの周波数を含んでいる。
帯域フイルタ１６，１７，１８の出力電圧は、
整流回路１９，２０，２１により整流される。回
路網２２により、整流された電圧から制御電圧
URが取出される。制御電圧URは、カフ１３また
はマイクロホン１２の設定位置が不適当な場合で
も、増幅器１４の出力側に現れるコロトコフ音信
号電圧が所定の振幅値を保てるようにするために
供給される。
整流回路１９，２０，２１により整流される。回
路網２２により、整流された電圧から制御電圧
URが取出される。制御電圧URは、カフ１３また
はマイクロホン１２の設定位置が不適当な場合で
も、増幅器１４の出力側に現れるコロトコフ音信
号電圧が所定の振幅値を保てるようにするために
供給される。
整流回路から出力された直流電圧成分は商形成
装置２５，２６により相互に対で比較される。収
縮期血圧値に対応するコロトコフ音が発生する際
には、整流回路１９と２０の出力電圧が基本的に
相互に所定の比をとる。この比は商形成装置２５
により形成される。予め調整されたデイスクロメ
ータ２７によつて、収縮期コロトコフ音が発生す
る時のような所定の比が存在するか否かが検出さ
れる。このような所定の比が存在する場合のみ、
デイスクリメータ２７は制御論理回路２９に第１
の所定信号電圧を送出する。制御論理回路は、例
えは２指針血圧計として構成された血圧計３１の
１本の指針を機械的に固定し、カフ中の圧力がそ
れ以上低下しても指針が動かないようにする。こ
のようにして収縮期血圧値が記憶される。
装置２５，２６により相互に対で比較される。収
縮期血圧値に対応するコロトコフ音が発生する際
には、整流回路１９と２０の出力電圧が基本的に
相互に所定の比をとる。この比は商形成装置２５
により形成される。予め調整されたデイスクロメ
ータ２７によつて、収縮期コロトコフ音が発生す
る時のような所定の比が存在するか否かが検出さ
れる。このような所定の比が存在する場合のみ、
デイスクリメータ２７は制御論理回路２９に第１
の所定信号電圧を送出する。制御論理回路は、例
えは２指針血圧計として構成された血圧計３１の
１本の指針を機械的に固定し、カフ中の圧力がそ
れ以上低下しても指針が動かないようにする。こ
のようにして収縮期血圧値が記憶される。
さらに、拡張期血圧値に対応するコロトコフ音
が発生する際には、他方の整流回路対の出力電圧
が所定の比をとる。この比は他方の商形成装置２
６により形成され、デイスクリメータ２８により
当該の比が存在しているか否かが検出される。拡
張期血圧値を表わすような比が存在していれば、
デイスクリメータ２８が制御論理回路に第２の所
定信号電圧を送出する。これにより制御論理回路
２９は２指針血圧計の第２の指針を固定し、それ
により拡張期血圧値が表示される。収縮期血圧値
を表わす比と、拡張期血圧値を表わす比とは相互
に異なり得る。
が発生する際には、他方の整流回路対の出力電圧
が所定の比をとる。この比は他方の商形成装置２
６により形成され、デイスクリメータ２８により
当該の比が存在しているか否かが検出される。拡
張期血圧値を表わすような比が存在していれば、
デイスクリメータ２８が制御論理回路に第２の所
定信号電圧を送出する。これにより制御論理回路
２９は２指針血圧計の第２の指針を固定し、それ
により拡張期血圧値が表示される。収縮期血圧値
を表わす比と、拡張期血圧値を表わす比とは相互
に異なり得る。
収縮期または拡張期血圧値に対応するコロトコ
フ音に対する基準は、２つ以上の周波数範囲を含
むことができる。この場合、制御論理回路２９
は、複数のデイスクリミネータの出力側に同時に
現れる信号電圧をすべて検出する必要がある。
フ音に対する基準は、２つ以上の周波数範囲を含
むことができる。この場合、制御論理回路２９
は、複数のデイスクリミネータの出力側に同時に
現れる信号電圧をすべて検出する必要がある。
コロトコフ音の評価は、その周波数スペクトル
の可聴部分に限られる訳ではない。コロトコフ音
の周波数スペクトルは、その可聴下範囲にも特徴
部分を有している。特徴部分とは例えば最低周波
数成分であり、その周波数は特に拡張期血圧値の
付近で特徴的に変動する。
の可聴部分に限られる訳ではない。コロトコフ音
の周波数スペクトルは、その可聴下範囲にも特徴
部分を有している。特徴部分とは例えば最低周波
数成分であり、その周波数は特に拡張期血圧値の
付近で特徴的に変動する。
１指針血圧計、またはメモリの付いていないデ
ジタル表示装置しか設けられていない場合、上述
した２つの信号電圧の作用により、例えば第１お
よび第２の光学信号ないし音響信号が発生する。
血圧計の使用者は、この信号が発生した時に表示
されている測定値を、収縮期もしくは拡張期血圧
値として記録すればよい。
ジタル表示装置しか設けられていない場合、上述
した２つの信号電圧の作用により、例えば第１お
よび第２の光学信号ないし音響信号が発生する。
血圧計の使用者は、この信号が発生した時に表示
されている測定値を、収縮期もしくは拡張期血圧
値として記録すればよい。
評価装置の他の実施例では、デジタル帯域フイ
ルタが用いられる。この場合には、マイクロ・コ
ンピユータがフイルタを切換え、デジタル路で周
波数分析を行なう。この種の回路の構成は当業者
には一般に公知であるので、その構成要素や機能
についての説明は省略する。
ルタが用いられる。この場合には、マイクロ・コ
ンピユータがフイルタを切換え、デジタル路で周
波数分析を行なう。この種の回路の構成は当業者
には一般に公知であるので、その構成要素や機能
についての説明は省略する。
周波数範囲Ｆ１…の数ないし使用されるフイル
タの数は、どの程度の評価精度が求められている
かによつて定まる。検出される生理学的特性が多
くなるに従つて、評価精度も高くなる。
タの数は、どの程度の評価精度が求められている
かによつて定まる。検出される生理学的特性が多
くなるに従つて、評価精度も高くなる。
周波数範囲が所定数だけあれば、所謂“高速フ
ーリエ変換”（FFT）を適用することができる。
そうすれば、使用素子の数を低減することができ
る。
ーリエ変換”（FFT）を適用することができる。
そうすれば、使用素子の数を低減することができ
る。
第２図のブロツク図により、どのようにして
FFT原理が電子血圧計に適用されるのかを示す。
FFT原理が電子血圧計に適用されるのかを示す。
この回路では、カフの中に挿入されたマイクロ
フオン５０が制御可能な増幅器５１と接続され、
この増幅器５１はアンチアリアス低域フイルタ５
２と接続されている。フイルタ５２の後には、Ａ
−Ｄ変換器５３、デジタル・フイルタ５４、およ
び電子メモリ５５が接続され、メモリ５５はマイ
クロコンピユータ５７の第１入力側５６と接続さ
れている。マイクロコンピユータ５７の第２入力
側には、固定値メモリ５９が接続されている。メ
モリ５９はROMとするのが有利である。マイク
ロコンピユータ５７の出力側６０には、血圧計６
１を制御するための信号が現れる。またマイクロ
コンピユータ５７は、接続線路６２を介して、増
幅器５１、デジタル・フイルタ５４、電子メモリ
５５を制御する。
フオン５０が制御可能な増幅器５１と接続され、
この増幅器５１はアンチアリアス低域フイルタ５
２と接続されている。フイルタ５２の後には、Ａ
−Ｄ変換器５３、デジタル・フイルタ５４、およ
び電子メモリ５５が接続され、メモリ５５はマイ
クロコンピユータ５７の第１入力側５６と接続さ
れている。マイクロコンピユータ５７の第２入力
側には、固定値メモリ５９が接続されている。メ
モリ５９はROMとするのが有利である。マイク
ロコンピユータ５７の出力側６０には、血圧計６
１を制御するための信号が現れる。またマイクロ
コンピユータ５７は、接続線路６２を介して、増
幅器５１、デジタル・フイルタ５４、電子メモリ
５５を制御する。
第２図に示す回路は次のように作動する。
マイクロフオン５０は検出したコロトコフ音を
交流電圧に変換する。この電圧は、制御可能な増
幅器５１で増幅され、アンチアリアス低域フイル
タ５２に送られる。フイルタ５２は、Ａ−Ｄ変換
器５３のクロツク周波数に近い比較的高い周波数
がデジタル信号路に混入するのを防止する。低域
フイルタ５２の遮断周波数は、コロトコフ音に含
まれていると予想される最高周波数よりも高く設
定されている。
交流電圧に変換する。この電圧は、制御可能な増
幅器５１で増幅され、アンチアリアス低域フイル
タ５２に送られる。フイルタ５２は、Ａ−Ｄ変換
器５３のクロツク周波数に近い比較的高い周波数
がデジタル信号路に混入するのを防止する。低域
フイルタ５２の遮断周波数は、コロトコフ音に含
まれていると予想される最高周波数よりも高く設
定されている。
フイルタ５２のアナログ出力電圧はＡ−Ｄ変換
器５３により相応のデジタル値に変換される。マ
イクロコンピユータ５７により制御されるデジタ
ル・フイルタ５４は、コロトコフ音のスペクトル
分解を行う。その時検出されたコロトコフ音の周
波数スペクトルの全部、ないし血圧の測定に必要
な部分は、メモリ５５に記憶される。この記憶さ
れたスペクトルは、マイクロコンピユータ５７に
より、固定値メモリ５９に入力されている目標値
と比較される。この場合も収縮期血圧および拡張
期血圧は、種々のスペクトル範囲からなるコロト
コフ音の諸部分間の振幅比、および振幅比の変化
により測定される。マイクロコンピユータ５７の
出力側６０から取出される制御信号は、測定値の
表示と、場合によつては血圧測定装置の機能動作
を制御する。
器５３により相応のデジタル値に変換される。マ
イクロコンピユータ５７により制御されるデジタ
ル・フイルタ５４は、コロトコフ音のスペクトル
分解を行う。その時検出されたコロトコフ音の周
波数スペクトルの全部、ないし血圧の測定に必要
な部分は、メモリ５５に記憶される。この記憶さ
れたスペクトルは、マイクロコンピユータ５７に
より、固定値メモリ５９に入力されている目標値
と比較される。この場合も収縮期血圧および拡張
期血圧は、種々のスペクトル範囲からなるコロト
コフ音の諸部分間の振幅比、および振幅比の変化
により測定される。マイクロコンピユータ５７の
出力側６０から取出される制御信号は、測定値の
表示と、場合によつては血圧測定装置の機能動作
を制御する。
第１図は本発明によるコロトコフ音評価装置の
第１の実施例のブロツク図、第２図は本発明によ
るコロトコフ音評価装置の第２の実施例のブロツ
ク図を示している。 １０……コロトコフ音評価装置、１１……入力
側、１２，５０……マイクロホン、１３……カ
フ、１４，５１……制御可能な増幅器、１５……
端子、１６，１７，１８……帯域フイルタ、１
９，２０，２１……整流回路、２２……回路網、
２３……制御電圧線路、２５，２６……商形成装
置、２７，２８……デイスクリミネータ、２９…
…制御論理回路、３０……出力側、３１，６１…
…血圧計、３２……表示装置、５２……アンチア
リアス低域フイルタ、５３……Ａ−Ｄ変換器、５
４……デジタル・フイルタ、５５……メモリ、５
７……マイクロコンピユータ、５９……固定値メ
モリ。
第１の実施例のブロツク図、第２図は本発明によ
るコロトコフ音評価装置の第２の実施例のブロツ
ク図を示している。 １０……コロトコフ音評価装置、１１……入力
側、１２，５０……マイクロホン、１３……カ
フ、１４，５１……制御可能な増幅器、１５……
端子、１６，１７，１８……帯域フイルタ、１
９，２０，２１……整流回路、２２……回路網、
２３……制御電圧線路、２５，２６……商形成装
置、２７，２８……デイスクリミネータ、２９…
…制御論理回路、３０……出力側、３１，６１…
…血圧計、３２……表示装置、５２……アンチア
リアス低域フイルタ、５３……Ａ−Ｄ変換器、５
４……デジタル・フイルタ、５５……メモリ、５
７……マイクロコンピユータ、５９……固定値メ
モリ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ リヴア・ロチ法により血圧を測定する際に発
生するコロトコフ音を電子的に評価し、かつ収縮
期血圧値および拡張期血圧値に対応するコロトコ
フ音を検出した時に所定の信号を発生するため
の、コロトコフ音の電子的評価装置において、 −コロトコフ音の周波数分析を実施する第１の装
置１６，１７，１８と、 −コロトコフ音の音響振幅を種々の周波数領域で
比較する第２の装置２５，２６と、 −収縮期血圧値および拡張期血圧値を表わす前記
振幅の比の変化を検出する第３の装置２７，２
８，２９とを有することを特徴とする、コロト
コフ音の電子的評価装置。 ２ 前記第２の装置２５，２６は、“高速フーリ
エ変換”を適用して、デイジタル路でコロトコフ
音の音響振幅を比較するように構成された特許請
求の範囲第１項記載の装置。 ３ リヴア・ロチ法により血圧を測定する際に発
生するコロトコフ音を電子的に評価し、かつ収縮
期血圧値および拡張期血圧値に対応するコロトコ
フ音を検出したときに所定の信号を発生するため
の、コロトコフ音の電子的評価装置において、 マイクロホン１２と接続された増幅器１４に複
数の帯域フイルタ１６，１７，１８が接続されて
おり、該帯域フイルタは入力側で前記増幅器に共
通接続されており、かつ種々異なる周波数領域Ｆ
１…を検出するものであり、 各帯域フイルタ１６，１７，１８にそれぞれ１
つの整流回路１９，２０，２１が後置接続されて
おり、 少なくとも２つの整流回路ごとに、１つの商形
成装置２５，２６が後置接続されており、該商形
成装置は供給される２つの直流電圧値の商（比）
を形成するものであり、 各商形成装置２５，２６がそれぞれ１つのデイ
スクリメータ２７，２８と接続されており、該デ
イスクリメータは前記２つの整流回路の出力電圧
の所定の比に調整されており、 デイスクリメータに制御論理回路２９が接続さ
れており、該制御論理回路は前記デイスクリメー
タが出力電圧の所定の比を検出した際に、収縮血
圧値と拡張血圧値との表示を固定するための信号
を発生するように構成されていることを特徴とす
る、コロトコフ音の電子的評価装置。 ４ 増幅器１４が制御可能な増幅器であり、その
増幅度が制御電圧URにより制御され、この制御
電圧URは整流回路の出力電圧から取出されるよ
うにした特許請求の範囲第３項記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE3143372A DE3143372C2 (de) | 1981-11-02 | 1981-11-02 | Verfahren zum elektronischen Auswerten der bei der Blutdruckmessung nach der Methode Riva-Rocci auftretenden Korotkoff-Geräusche |
| DE3143372.3 | 1981-11-02 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5883936A JPS5883936A (ja) | 1983-05-19 |
| JPH0349571B2 true JPH0349571B2 (ja) | 1991-07-30 |
Family
ID=6145377
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57191991A Granted JPS5883936A (ja) | 1981-11-02 | 1982-11-02 | コロトコフ音の電子的評価装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4534361A (ja) |
| JP (1) | JPS5883936A (ja) |
| DE (1) | DE3143372C2 (ja) |
Families Citing this family (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61206426A (ja) * | 1985-03-11 | 1986-09-12 | テルモ株式会社 | 血圧・脈拍測定装置 |
| US4792145A (en) * | 1985-11-05 | 1988-12-20 | Sound Enhancement Systems, Inc. | Electronic stethoscope system and method |
| US4862897A (en) * | 1985-11-05 | 1989-09-05 | Sound Enhancement Systems, Inc. | Electrocardiogram enhancement system and method |
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| JPH05245120A (ja) * | 1992-03-09 | 1993-09-24 | Omron Corp | 電子血圧計 |
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Family Cites Families (7)
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|---|---|---|---|---|
| US3308811A (en) * | 1964-03-30 | 1967-03-14 | Smith Kline French Lab | Sphygmometer |
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| US3814083A (en) * | 1972-05-24 | 1974-06-04 | Nasa | Apparatus and method for processing korotkov sounds |
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| US4112929A (en) * | 1977-07-01 | 1978-09-12 | Robert Bosch Gmbh | Method for measuring the blood pressure of a patient |
| DE3014219C2 (de) * | 1980-02-18 | 1982-12-09 | Asulab AG, 2502 Bienne | Blutdruckmeßeinrichtung mit einem Mikrofon |
-
1981
- 1981-11-02 DE DE3143372A patent/DE3143372C2/de not_active Expired
-
1982
- 1982-10-29 US US06/437,689 patent/US4534361A/en not_active Expired - Fee Related
- 1982-11-02 JP JP57191991A patent/JPS5883936A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE3143372A1 (de) | 1983-05-11 |
| US4534361A (en) | 1985-08-13 |
| DE3143372C2 (de) | 1985-10-17 |
| JPS5883936A (ja) | 1983-05-19 |
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