JPH09192107A - 非観血血圧計 - Google Patents
非観血血圧計Info
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- JPH09192107A JPH09192107A JP8274329A JP27432996A JPH09192107A JP H09192107 A JPH09192107 A JP H09192107A JP 8274329 A JP8274329 A JP 8274329A JP 27432996 A JP27432996 A JP 27432996A JP H09192107 A JPH09192107 A JP H09192107A
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- 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
- A61B5/0245—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate by using sensing means generating electric signals, i.e. ECG signals
- A61B5/025—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate by using sensing means generating electric signals, i.e. ECG signals within occluders, e.g. responsive to Korotkoff sounds
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- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
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Abstract
(57)【要約】
【課題】振動の影響を受けずに正確に血圧を測定するこ
とができる。 【解決手段】ＣＰＵ９は、血圧測定を行う前に、給気排
気手段４を制御してカフ３の圧力を６０秒間６０mmHgと
し、その間のカフ圧の脈波を検出して脈波の安定性の度
合いを求め、血圧測定を行うときは１ステップの期間
が、求めた安定性の度合いに応じた長さのステップ減圧
によってカフ圧を下げる。
とができる。 【解決手段】ＣＰＵ９は、血圧測定を行う前に、給気排
気手段４を制御してカフ３の圧力を６０秒間６０mmHgと
し、その間のカフ圧の脈波を検出して脈波の安定性の度
合いを求め、血圧測定を行うときは１ステップの期間
が、求めた安定性の度合いに応じた長さのステップ減圧
によってカフ圧を下げる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、耐振動の非観血血
圧計に関する。
圧計に関する。
【０００２】
【従来の技術】例えば救急車内において非観血血圧計に
より血圧測定を行うと、振動の影響により正確な測定を
行うことができない。従来はこの振動の影響を考慮して
振動によるノイズを十分に除去するものは無かった。
より血圧測定を行うと、振動の影響により正確な測定を
行うことができない。従来はこの振動の影響を考慮して
振動によるノイズを十分に除去するものは無かった。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】従来の非観血血圧計は
振動によるノイズを血圧の脈波として検出してしまうの
で、正確な血圧測定を行うことが出来なかった。
振動によるノイズを血圧の脈波として検出してしまうの
で、正確な血圧測定を行うことが出来なかった。
【０００４】本発明はこのような従来の欠点に鑑みなさ
れたもので、その目的は、振動によるノイズの影響を受
け難い非観血血圧計を提供することにある。
れたもので、その目的は、振動によるノイズの影響を受
け難い非観血血圧計を提供することにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】請求項１の発明では、生
体に巻回されるカフを備え、このカフ内の圧力に基づい
て血圧を測定する非観血血圧計において、前記カフに対
し気体を供給、排出させる給気排気手段と、前記カフ内
の圧力が第１の圧力となるように前記給気排気手段を制
御する第１のカフ圧制御手段と、前記カフ内の圧力が前
記第１のカフ圧制御手段により前記第１の圧力とされて
いる間その圧力中の脈波を検出し、検出した脈波の安定
性の度合いを検出する安定度検出手段と、この安定度検
出手段が検出した安定性の度合いに基づいて所定の減圧
動作を行うかを判断する判断手段と、この判断手段が所
定の減圧動作を行うと判断した場合に前記カフ内の圧力
を第２の圧力まで高めた後に前記カフ内の圧力が所定の
減圧動作がされるように前記給気排気手段を制御する第
２のカフ圧制御手段と、前記カフ内の圧力が前記第２の
制御手段により所定の減圧力が動作されている間その圧
力中の脈波を検出し、検出した脈波に基づいて血圧値を
決定する血圧値決定手段と、を具備することを特徴とす
る。
体に巻回されるカフを備え、このカフ内の圧力に基づい
て血圧を測定する非観血血圧計において、前記カフに対
し気体を供給、排出させる給気排気手段と、前記カフ内
の圧力が第１の圧力となるように前記給気排気手段を制
御する第１のカフ圧制御手段と、前記カフ内の圧力が前
記第１のカフ圧制御手段により前記第１の圧力とされて
いる間その圧力中の脈波を検出し、検出した脈波の安定
性の度合いを検出する安定度検出手段と、この安定度検
出手段が検出した安定性の度合いに基づいて所定の減圧
動作を行うかを判断する判断手段と、この判断手段が所
定の減圧動作を行うと判断した場合に前記カフ内の圧力
を第２の圧力まで高めた後に前記カフ内の圧力が所定の
減圧動作がされるように前記給気排気手段を制御する第
２のカフ圧制御手段と、前記カフ内の圧力が前記第２の
制御手段により所定の減圧力が動作されている間その圧
力中の脈波を検出し、検出した脈波に基づいて血圧値を
決定する血圧値決定手段と、を具備することを特徴とす
る。
【０００６】請求項２の発明では、請求項１の発明にお
いて、判断手段は、第１の脈波検出手段が検出した脈波
の安定性の度合いに応じて、複数種の所定の減圧動作の
うちの１つを決定し、第２のカフ圧制御手段は、カフ内
の圧力が前記判断手段が決定した種類の減圧動作となる
ように給気排気手段を制御することを特徴とする。
いて、判断手段は、第１の脈波検出手段が検出した脈波
の安定性の度合いに応じて、複数種の所定の減圧動作の
うちの１つを決定し、第２のカフ圧制御手段は、カフ内
の圧力が前記判断手段が決定した種類の減圧動作となる
ように給気排気手段を制御することを特徴とする。
【０００７】請求項３の発明では、生体に巻回されるカ
フを備え、このカフ内の圧力に基づいて血圧を測定する
非観血血圧計において、前記カフに対し気体を供給、排
出させる給気排気手段と、前記カフ内の圧力が第１の圧
力となるように前記給気排気手段を制御する第１のカフ
圧制御手段と、前記カフ内の圧力が前記第１のカフ圧制
御手段により前記第１の圧力とされている間その圧力中
の脈波を検出し、検出した脈波の安定性の度合いを検出
する安定度検出手段と、この安定度検出手段が検出した
安定性の度合いに応じて、複数種の所定の減圧動作のう
ちの１つを決定する判断手段と、前記複数種の所定の減
圧動作のうちのいずれかが行われている際にカフ内の圧
力中の脈波の安定性の度合いを解析し、その安定性の度
合いに基づいて新たに前記複数種の所定の減圧動作のう
ちの１つを決定する安定度解析手段と、前記カフ内の圧
力を第２の圧力まで高めた後に前記判断手段が決定した
種類の所定の減圧動作となるように前記給気排気手段を
制御し、以後、前記安定度解析手段が決定した種類の所
定の減圧動作となるように前記給気排気手段を制御する
第２のカフ圧制御手段と、前記カフ内の圧力が前記第２
の制御手段により所定の減圧動作されている間その圧力
中の脈波を検出し、検出した脈波に基づいて血圧値を決
定する血圧値決定手段と、を具備することを特徴とす
る。
フを備え、このカフ内の圧力に基づいて血圧を測定する
非観血血圧計において、前記カフに対し気体を供給、排
出させる給気排気手段と、前記カフ内の圧力が第１の圧
力となるように前記給気排気手段を制御する第１のカフ
圧制御手段と、前記カフ内の圧力が前記第１のカフ圧制
御手段により前記第１の圧力とされている間その圧力中
の脈波を検出し、検出した脈波の安定性の度合いを検出
する安定度検出手段と、この安定度検出手段が検出した
安定性の度合いに応じて、複数種の所定の減圧動作のう
ちの１つを決定する判断手段と、前記複数種の所定の減
圧動作のうちのいずれかが行われている際にカフ内の圧
力中の脈波の安定性の度合いを解析し、その安定性の度
合いに基づいて新たに前記複数種の所定の減圧動作のう
ちの１つを決定する安定度解析手段と、前記カフ内の圧
力を第２の圧力まで高めた後に前記判断手段が決定した
種類の所定の減圧動作となるように前記給気排気手段を
制御し、以後、前記安定度解析手段が決定した種類の所
定の減圧動作となるように前記給気排気手段を制御する
第２のカフ圧制御手段と、前記カフ内の圧力が前記第２
の制御手段により所定の減圧動作されている間その圧力
中の脈波を検出し、検出した脈波に基づいて血圧値を決
定する血圧値決定手段と、を具備することを特徴とす
る。
【０００８】請求項４の発明では、請求項１から請求項
３の発明のうち、前記所定の減圧が予め定められている
ステップ減圧であることを特徴とする。
３の発明のうち、前記所定の減圧が予め定められている
ステップ減圧であることを特徴とする。
【０００９】
【発明の実施の形態】本発明の一実施の形態を説明す
る。図１は、本実施の形態の全体構成を示すブロック図
である。本実施の形態の非観血血圧計は、血圧測定部１
の他、動脈血酸素飽和度測定部２を有している。血圧測
定部１は被検者の指先に巻回されるカフ３と、このカフ
３に対し空気を供給、排出させる給気排気手段４と、カ
フ３内の圧力を検出する圧力センサ５と、この圧力セン
サ５が検出した圧力よりカフ圧を検出する直流増幅器６
と、圧力センサ５が検出した圧力より圧脈波を検出する
交流増幅器７と、直流増幅器６と交流増幅器７それぞれ
の出力をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器８と、給気排気手
段４を制御すると共にＡ／Ｄ変換器８から与えられるデ
ータを処理するＣＰＵ（中央処理装置）９と、このＣＰ
Ｕ９が処理した結果を表示するための表示器１０および
表示制御回路１１と、から構成される。
る。図１は、本実施の形態の全体構成を示すブロック図
である。本実施の形態の非観血血圧計は、血圧測定部１
の他、動脈血酸素飽和度測定部２を有している。血圧測
定部１は被検者の指先に巻回されるカフ３と、このカフ
３に対し空気を供給、排出させる給気排気手段４と、カ
フ３内の圧力を検出する圧力センサ５と、この圧力セン
サ５が検出した圧力よりカフ圧を検出する直流増幅器６
と、圧力センサ５が検出した圧力より圧脈波を検出する
交流増幅器７と、直流増幅器６と交流増幅器７それぞれ
の出力をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器８と、給気排気手
段４を制御すると共にＡ／Ｄ変換器８から与えられるデ
ータを処理するＣＰＵ（中央処理装置）９と、このＣＰ
Ｕ９が処理した結果を表示するための表示器１０および
表示制御回路１１と、から構成される。
【００１０】給気排気手段４は、カフ３に空気を供給す
るポンプ１２と、このポンプ１２をＣＰＵ９の指示によ
り制御するポンプ制御器１３と、ポンプ１２の吸引口と
大気との間に設けられたエアフィルタ１４と、カフ３を
大気に対して開閉する電磁弁１５と、この電磁弁１５と
カフ３との間に設けられたエアフィルタ１６および抵抗
器１７と、電磁弁１５をＣＰＵ９の指示により制御する
電磁弁駆動器１８とから成っている。
るポンプ１２と、このポンプ１２をＣＰＵ９の指示によ
り制御するポンプ制御器１３と、ポンプ１２の吸引口と
大気との間に設けられたエアフィルタ１４と、カフ３を
大気に対して開閉する電磁弁１５と、この電磁弁１５と
カフ３との間に設けられたエアフィルタ１６および抵抗
器１７と、電磁弁１５をＣＰＵ９の指示により制御する
電磁弁駆動器１８とから成っている。
【００１１】動脈血酸素飽和度測定部２は、血圧測定部
１と共用するＣＰＵ９と、Ａ／Ｄ変換器８と、表示器１
０および表示制御回路１１の他、それぞれ異なる波長の
光を発生する２つのＬＥＤ２１、ＬＥＤ２２と、これら
を駆動するＬＥＤ駆動回路２３と、ＣＰＵ９の指示によ
りＬＥＤ駆動回路２３に流す電流を制御する電流制御回
路２４と、ＬＥＤ２１、ＬＥＤ２２に対向配置されたフ
ォトダイオード２５と、ＣＰＵ９の指示によりフォトダ
イオード２５の出力信号を処理しその結果をＡ／Ｄ変換
器８に出力する信号処理回路２６と、から構成される。
１と共用するＣＰＵ９と、Ａ／Ｄ変換器８と、表示器１
０および表示制御回路１１の他、それぞれ異なる波長の
光を発生する２つのＬＥＤ２１、ＬＥＤ２２と、これら
を駆動するＬＥＤ駆動回路２３と、ＣＰＵ９の指示によ
りＬＥＤ駆動回路２３に流す電流を制御する電流制御回
路２４と、ＬＥＤ２１、ＬＥＤ２２に対向配置されたフ
ォトダイオード２５と、ＣＰＵ９の指示によりフォトダ
イオード２５の出力信号を処理しその結果をＡ／Ｄ変換
器８に出力する信号処理回路２６と、から構成される。
【００１２】本実施の形態は上記のように動脈血酸素飽
和度測定部２を有するものであって、カフ３と、ＬＥＤ
２１、ＬＥＤ２２と、フォトダイオード２５は、一体に
保持されており、血圧と動脈血酸素飽和度の両方を測定
するための複合センサ２８を構成しており、被検者の一
本の指先に対してカフ３は巻回されると共にＬＥＤ２
１、ＬＥＤ２２は発生した光をその指先に照射し、フォ
トダイオード２５はその透過光を受光するように配置さ
れている。
和度測定部２を有するものであって、カフ３と、ＬＥＤ
２１、ＬＥＤ２２と、フォトダイオード２５は、一体に
保持されており、血圧と動脈血酸素飽和度の両方を測定
するための複合センサ２８を構成しており、被検者の一
本の指先に対してカフ３は巻回されると共にＬＥＤ２
１、ＬＥＤ２２は発生した光をその指先に照射し、フォ
トダイオード２５はその透過光を受光するように配置さ
れている。
【００１３】ＣＰＵ９は、血圧測定モードと動脈血酸素
飽和度測定モードの２つのモードそれぞれについての処
理プログラムを実行するものであり、血圧測定モードの
ときの処理プログラムの流れを図２に示す。本実施の形
態において、図２に示すステップ１０１が第１のカフ圧
制御手段に相当し、同図ステップ１０２が安定度検出手
段に相当し、同図ステップ１０５が判断手段に相当し、
同図ステップ１０３、１０４、１０６、１０８、１１
０、１１３が第２のカフ圧制御手段に相当し、同図ステ
ップ１０７、１０９、１１１、１１４〜１１６が血圧値
決定手段に相当する。
飽和度測定モードの２つのモードそれぞれについての処
理プログラムを実行するものであり、血圧測定モードの
ときの処理プログラムの流れを図２に示す。本実施の形
態において、図２に示すステップ１０１が第１のカフ圧
制御手段に相当し、同図ステップ１０２が安定度検出手
段に相当し、同図ステップ１０５が判断手段に相当し、
同図ステップ１０３、１０４、１０６、１０８、１１
０、１１３が第２のカフ圧制御手段に相当し、同図ステ
ップ１０７、１０９、１１１、１１４〜１１６が血圧値
決定手段に相当する。
【００１４】次に本実施の形態の動作を図２のフローチ
ャートを参照して説明する。まず、操作者は被検者の指
先に複合センサ２８を装着し、図示せぬ電源スイッチを
オンにする。これによりＣＰＵ９は血圧測定モードに設
定され、給気排気手段４を制御してカフ圧を６０ｍｍＨ
ｇにしてこの状態を６秒間維持させる（ステップ１０
１）。すなわちＣＰＵ９は、電磁弁駆動器１８を駆動し
て電磁弁１５を閉とし、ポンプ制御器１３を制御してポ
ンプ１２を駆動し、エアフィルタ１４を介して大気から
取り入れた空気をカフ３に供給すると共に、圧力センサ
５の出力を直流増幅器６およびＡ／Ｄ変換器８を介して
受けとり、これによりカフ圧をモニタし、このカフ圧が
６０ｍｍＨｇとなったところでポンプ制御器１３を制御
してポンプ１２の動作を停止させる。
ャートを参照して説明する。まず、操作者は被検者の指
先に複合センサ２８を装着し、図示せぬ電源スイッチを
オンにする。これによりＣＰＵ９は血圧測定モードに設
定され、給気排気手段４を制御してカフ圧を６０ｍｍＨ
ｇにしてこの状態を６秒間維持させる（ステップ１０
１）。すなわちＣＰＵ９は、電磁弁駆動器１８を駆動し
て電磁弁１５を閉とし、ポンプ制御器１３を制御してポ
ンプ１２を駆動し、エアフィルタ１４を介して大気から
取り入れた空気をカフ３に供給すると共に、圧力センサ
５の出力を直流増幅器６およびＡ／Ｄ変換器８を介して
受けとり、これによりカフ圧をモニタし、このカフ圧が
６０ｍｍＨｇとなったところでポンプ制御器１３を制御
してポンプ１２の動作を停止させる。
【００１５】次にＣＰＵ９は、カフ圧が６０ｍｍＨｇの
ときの脈波の有無および安定性の解析を行う（ステップ
１０２）。すなわちＣＰＵ９は、圧力センサ５、交流増
幅器７およびＡ／Ｄ変換器８を介して得られる信号から
６秒間分の圧脈波を検出し、これらの脈波から所定の基
準を満たす脈波を選択し、これらから平均脈波波高値を
求め、検出したすべての脈波から平均脈波波高値の±２
０％の範囲に入るものを取り出し、これらの脈波のパル
ス間隔ＰＲの標準偏差ＰＲｓｄを求める。すなわちＰＲ
ｓｄ＝｛Σ（ＰＲ−ＰＲａｖｅ）2 （ｎ−１）｝1/2 を
計算して求める。ここでＰＲａｖｅは検出したすべての
脈波の平均パルス間隔、ｎは計算に使用したすべての脈
波の数である。さらにＣＰＵ９は、平均パルス間隔ＰＲ
ａｖｅに対して正規化した標準偏差ＰＲｓｄ％を求め
る。すなわちＰＲｓｄ％＝ＰＲｓｄ／ＰＲａｖｅ＊１０
０を計算して求める。ＣＰＵ９は、求めたＰＲｓｄ％に
基づいてステップ減圧の種類すなわちステップ減圧ステ
ージを決定しそのステージ番号をメモリ中のステージ種
類エリアに記憶する。この決定は、求めたＰＲｓｄ％が
図３に示すステージ分類のいずれに該当するかによって
行う。またＣＰＵ９は本装置の電源スイッチがオンにさ
れると、一方で、電流制御回路２４を制御してＬＥＤ２
１、２２も点滅させ、このうち一方のＬＥＤ２１の光の
透過光の変化をフォトダイオード２５、信号処理回路２
６により得ており、この光により検出される上記６秒間
分の脈波から基準パルスレートを求め記憶する。ここで
ＣＰＵ９は、まず、この光脈波のパルスレートのクラス
分けを行い、次に各クラスの度数分布を求め、最も度数
の高いクラスの脈波のパルスレートを基準パルスレート
としてメモリ中の基準パルスレートエリアに記憶する。
ときの脈波の有無および安定性の解析を行う（ステップ
１０２）。すなわちＣＰＵ９は、圧力センサ５、交流増
幅器７およびＡ／Ｄ変換器８を介して得られる信号から
６秒間分の圧脈波を検出し、これらの脈波から所定の基
準を満たす脈波を選択し、これらから平均脈波波高値を
求め、検出したすべての脈波から平均脈波波高値の±２
０％の範囲に入るものを取り出し、これらの脈波のパル
ス間隔ＰＲの標準偏差ＰＲｓｄを求める。すなわちＰＲ
ｓｄ＝｛Σ（ＰＲ−ＰＲａｖｅ）2 （ｎ−１）｝1/2 を
計算して求める。ここでＰＲａｖｅは検出したすべての
脈波の平均パルス間隔、ｎは計算に使用したすべての脈
波の数である。さらにＣＰＵ９は、平均パルス間隔ＰＲ
ａｖｅに対して正規化した標準偏差ＰＲｓｄ％を求め
る。すなわちＰＲｓｄ％＝ＰＲｓｄ／ＰＲａｖｅ＊１０
０を計算して求める。ＣＰＵ９は、求めたＰＲｓｄ％に
基づいてステップ減圧の種類すなわちステップ減圧ステ
ージを決定しそのステージ番号をメモリ中のステージ種
類エリアに記憶する。この決定は、求めたＰＲｓｄ％が
図３に示すステージ分類のいずれに該当するかによって
行う。またＣＰＵ９は本装置の電源スイッチがオンにさ
れると、一方で、電流制御回路２４を制御してＬＥＤ２
１、２２も点滅させ、このうち一方のＬＥＤ２１の光の
透過光の変化をフォトダイオード２５、信号処理回路２
６により得ており、この光により検出される上記６秒間
分の脈波から基準パルスレートを求め記憶する。ここで
ＣＰＵ９は、まず、この光脈波のパルスレートのクラス
分けを行い、次に各クラスの度数分布を求め、最も度数
の高いクラスの脈波のパルスレートを基準パルスレート
としてメモリ中の基準パルスレートエリアに記憶する。
【００１６】次にＣＰＵ９は、給気排気手段４を制御し
てカフ圧を本来の血圧測定を行うための初期目標値まで
高める（ステップ１０３）。すなわちＣＰＵ９は、ポン
プ制御器１３を制御してポンプ１２を駆動し、エアフィ
ルタ１４を介して大気から取り入れた空気をカフ３に供
給すると共に、圧力センサ５の出力を直流増幅器６およ
びＡ／Ｄ変換器８を介して受けとり、これによりカフ圧
をモニタし、このカフ圧が初期目標値となったところで
ポンプ制御器１３を制御してポンプ１２の動作を停止さ
せる。
てカフ圧を本来の血圧測定を行うための初期目標値まで
高める（ステップ１０３）。すなわちＣＰＵ９は、ポン
プ制御器１３を制御してポンプ１２を駆動し、エアフィ
ルタ１４を介して大気から取り入れた空気をカフ３に供
給すると共に、圧力センサ５の出力を直流増幅器６およ
びＡ／Ｄ変換器８を介して受けとり、これによりカフ圧
をモニタし、このカフ圧が初期目標値となったところで
ポンプ制御器１３を制御してポンプ１２の動作を停止さ
せる。
【００１７】次にＣＰＵ９は、測定終了かを判断する
（ステップ１０４）。ここでＣＰＵ９は、脈波波高値が
その設定値以下となったとき、あるいはカフ圧がその設
定値以下となったときに測定終了時点が来たと判断す
る。
（ステップ１０４）。ここでＣＰＵ９は、脈波波高値が
その設定値以下となったとき、あるいはカフ圧がその設
定値以下となったときに測定終了時点が来たと判断す
る。
【００１８】ステップ１０４においてＣＰＵ９は、測定
終了ではないと判断すると、安定性ステージはいずれで
あるかを判断する（ステップ１０５）。すなわちＣＰＵ
９は上記ステージ種類エリアに書き込まれている番号の
ステージを選択する。ここでＣＰＵ９は、ステージ１を
選択すると、次の脈波が現れたときに１ステップの減圧
を行うように減圧時期を設定する（ステップ１０６）。
次にＣＰＵ９は、脈波の安定性の解析（ｉ）を行う（ス
テップ１０７）。ここでＣＰＵ９は、交流増幅器７から
得られる脈波をモニタし、脈波が基準パルスレートの±
２０％の範囲よりも外れると判断すると上記ステージ種
類エリアの内容をステージ番号２に書き換える。
終了ではないと判断すると、安定性ステージはいずれで
あるかを判断する（ステップ１０５）。すなわちＣＰＵ
９は上記ステージ種類エリアに書き込まれている番号の
ステージを選択する。ここでＣＰＵ９は、ステージ１を
選択すると、次の脈波が現れたときに１ステップの減圧
を行うように減圧時期を設定する（ステップ１０６）。
次にＣＰＵ９は、脈波の安定性の解析（ｉ）を行う（ス
テップ１０７）。ここでＣＰＵ９は、交流増幅器７から
得られる脈波をモニタし、脈波が基準パルスレートの±
２０％の範囲よりも外れると判断すると上記ステージ種
類エリアの内容をステージ番号２に書き換える。
【００１９】またＣＰＵ９はステップ１０５でステージ
２を選択すると、現時点から基準パルスレート×３秒後
に１ステップの減圧を行うように減圧時期を設定する
（ステップ１０８）。次にＣＰＵ９は、脈波の安定性の
解析（ｉｉ）を行う（ステップ１０９）。ここでＣＰＵ
９は、交流増幅器７によって検出される脈波をモニタ
し、その脈波の間隔と基準パルスレートとの差の度合い
と、検出された脈波の振幅のばらつきの度合いがそれぞ
れの設定範囲の最大値を越えると判断すると、上記ステ
ージ種類エリアの内容をステージ番号３に書き換え、そ
れらの度合いがそれぞれの設定範囲の最低値以下である
と判断すると、上記ステージ種類エリアの内容をステー
ジ番号１に書き換えると共に、上記基準パルスレートエ
リアの内容をこのときの脈波のパルスレートに書き換え
る。
２を選択すると、現時点から基準パルスレート×３秒後
に１ステップの減圧を行うように減圧時期を設定する
（ステップ１０８）。次にＣＰＵ９は、脈波の安定性の
解析（ｉｉ）を行う（ステップ１０９）。ここでＣＰＵ
９は、交流増幅器７によって検出される脈波をモニタ
し、その脈波の間隔と基準パルスレートとの差の度合い
と、検出された脈波の振幅のばらつきの度合いがそれぞ
れの設定範囲の最大値を越えると判断すると、上記ステ
ージ種類エリアの内容をステージ番号３に書き換え、そ
れらの度合いがそれぞれの設定範囲の最低値以下である
と判断すると、上記ステージ種類エリアの内容をステー
ジ番号１に書き換えると共に、上記基準パルスレートエ
リアの内容をこのときの脈波のパルスレートに書き換え
る。
【００２０】またＣＰＵ９はステップ１０５でステージ
３を選択すると、現時点から６秒後に１ステップの減圧
を行うように減圧時期を設定する（ステップ１１０）。
次にＣＰＵ９は、脈波の安定性の解析（ｉｉｉ）を行う
（ステップ１１１）。ここでＣＰＵ９は、交流増幅器７
によって検出される脈波をモニタし、ステップ１０２と
同様にしてＰＲｓｄ％を求め、このＰＲｓｄ％に基づい
てステップ減圧ステージを決定し上記ステージ種類エリ
アの内容をそのステージ番号に書き換える。この際ＣＰ
Ｕ９は、ステージ番号を２に書き換えるときは、ステッ
プ１０２と同様にして基準パルスレートを決定し、上記
基準パルスレートエリアの内容をこの基準パルスレート
に書き換える。ＣＰＵ９は、脈波の安定性の解析（ｉ）
〜（ｉｉｉ）（ステップ１０７、１０９、１１１）のい
ずれかが終わると、設定された時期に１ステップ減圧を
行う（ステップ１１３）。すなわちＣＰＵ９はここで電
磁弁制御器１８を制御して電磁弁１５を開とし、カフ圧
が所定量減じられたところで電磁弁１５を閉とする。Ｃ
ＰＵ９はこの処理を終了すると、ステップ１０４に戻
る。
３を選択すると、現時点から６秒後に１ステップの減圧
を行うように減圧時期を設定する（ステップ１１０）。
次にＣＰＵ９は、脈波の安定性の解析（ｉｉｉ）を行う
（ステップ１１１）。ここでＣＰＵ９は、交流増幅器７
によって検出される脈波をモニタし、ステップ１０２と
同様にしてＰＲｓｄ％を求め、このＰＲｓｄ％に基づい
てステップ減圧ステージを決定し上記ステージ種類エリ
アの内容をそのステージ番号に書き換える。この際ＣＰ
Ｕ９は、ステージ番号を２に書き換えるときは、ステッ
プ１０２と同様にして基準パルスレートを決定し、上記
基準パルスレートエリアの内容をこの基準パルスレート
に書き換える。ＣＰＵ９は、脈波の安定性の解析（ｉ）
〜（ｉｉｉ）（ステップ１０７、１０９、１１１）のい
ずれかが終わると、設定された時期に１ステップ減圧を
行う（ステップ１１３）。すなわちＣＰＵ９はここで電
磁弁制御器１８を制御して電磁弁１５を開とし、カフ圧
が所定量減じられたところで電磁弁１５を閉とする。Ｃ
ＰＵ９はこの処理を終了すると、ステップ１０４に戻
る。
【００２１】またＣＰＵ９はステップ１０２でステージ
４を選択すると、測定不能と判断し、その旨を表示器１
０に表示させ（ステップ１１２）、この血圧測定処理を
終了する。
４を選択すると、測定不能と判断し、その旨を表示器１
０に表示させ（ステップ１１２）、この血圧測定処理を
終了する。
【００２２】ＣＰＵ９は、ステップ１０４において、脈
波の測定が終了したものと判断すると、次に、検出した
脈波の波高並び列の解析を行う（ステップ１１４）。す
なわちＣＰＵ９は、検出した脈波からノイズを除去し１
ステップ圧につき１脈波を決定し、各波高値を求める。
ここでステージ１のときは基準パルスレートの±２０％
以内に現れる１脈波の波高値を求め、それ以外はノイズ
として除去し、ステージ２のときは現れた複数の脈波の
波高値の平均値をとり、ステージ３のときは現れた複数
の脈波のうちその波高値が所定範囲より大きいか小さい
ものは除去し、その所定範囲内にあるものの波高値の平
均をとる。
波の測定が終了したものと判断すると、次に、検出した
脈波の波高並び列の解析を行う（ステップ１１４）。す
なわちＣＰＵ９は、検出した脈波からノイズを除去し１
ステップ圧につき１脈波を決定し、各波高値を求める。
ここでステージ１のときは基準パルスレートの±２０％
以内に現れる１脈波の波高値を求め、それ以外はノイズ
として除去し、ステージ２のときは現れた複数の脈波の
波高値の平均値をとり、ステージ３のときは現れた複数
の脈波のうちその波高値が所定範囲より大きいか小さい
ものは除去し、その所定範囲内にあるものの波高値の平
均をとる。
【００２３】次にＣＰＵ９は、ステップ１１４で求めた
脈波の波高並び列を参照して最高血圧（ＳＹＳ）を求め
（ステップ１１５）、次にステップ１１４で求めた脈波
の波高並び列を参照して最低血圧（ＤＩＡ）を求める
（ステップ１１６）。尚、これらの血圧値は表示器１０
により表示される。またこの血圧測定処理が終了すると
ＣＰＵ９は動脈血酸素飽和度測定モードとなってその処
理を行うのであるが、本実施の形態では血圧測定処理が
主なテーマであるのでその説明は省略する。
脈波の波高並び列を参照して最高血圧（ＳＹＳ）を求め
（ステップ１１５）、次にステップ１１４で求めた脈波
の波高並び列を参照して最低血圧（ＤＩＡ）を求める
（ステップ１１６）。尚、これらの血圧値は表示器１０
により表示される。またこの血圧測定処理が終了すると
ＣＰＵ９は動脈血酸素飽和度測定モードとなってその処
理を行うのであるが、本実施の形態では血圧測定処理が
主なテーマであるのでその説明は省略する。
【００２４】図４に本実施の形態の装置を用いて行った
測定の結果の一例を示す。この例は、ステージ１のステ
ップ減圧が行われた例である。
測定の結果の一例を示す。この例は、ステージ１のステ
ップ減圧が行われた例である。
【００２５】本実施の形態では、本来の血圧測定用とし
て検出される脈波の安定性の度合いを、測定途中で解析
し、その結果に応じてステップ減圧のステージを変更す
るようにしたので、すなわち脈波のばらつきが大きくな
ったときは減圧の１ステップ期間を長くして脈波のデー
タを多く取り入れ、脈波のばらつきが小さくなったとき
はその１ステップ期間を短くして脈波のデータを少なく
取り入れたので、極めて正確な測定を短時間で行うこと
ができる。
て検出される脈波の安定性の度合いを、測定途中で解析
し、その結果に応じてステップ減圧のステージを変更す
るようにしたので、すなわち脈波のばらつきが大きくな
ったときは減圧の１ステップ期間を長くして脈波のデー
タを多く取り入れ、脈波のばらつきが小さくなったとき
はその１ステップ期間を短くして脈波のデータを少なく
取り入れたので、極めて正確な測定を短時間で行うこと
ができる。
【００２６】尚、本実施の形態では、図２のステップ１
０２の処理中、脈波の基準パルスレートを検出する際、
動脈血酸素飽和度測定部２を駆動して、被検者の指先に
照射する２つの波長の光のうち、いずれかの透過光に応
じた電気信号から検出した。これはカフ内の圧力の脈波
を用いて検出してもよいが、光の脈波を用いた方が振動
の影響を受けにくいので正確な測定結果が得られる。
０２の処理中、脈波の基準パルスレートを検出する際、
動脈血酸素飽和度測定部２を駆動して、被検者の指先に
照射する２つの波長の光のうち、いずれかの透過光に応
じた電気信号から検出した。これはカフ内の圧力の脈波
を用いて検出してもよいが、光の脈波を用いた方が振動
の影響を受けにくいので正確な測定結果が得られる。
【００２７】また、本実施の形態では、カフ圧の減圧方
法をステップ減圧としたが、これを連続減圧としても良
い。すなわち、図２に示したステップ１０６、１０８、
１１０ではそれぞれステージ番号に対応する１ステップ
期間の長さを設定したが、これらのステップの代わり
に、それぞれステージ番号に対応する減圧速度（例えば
ステージ番号が大きい程遅い速度）と前記ステップの１
ステップ期間の長さに相当する経過時間とを設定するス
テップとする。また、図２のステップ１１３ではそれら
設定された期間の経過毎に１ステップ減圧を行ったが、
このステップ１１３の代わりに、上記設定された減圧速
度に応じた連続減圧を開始（開始後の場合は減圧は続行
するのであるがその速度を上記１ステップ期間の長さに
相当する経過時間に変更）するステップとする。更に、
図２のステップ１１４では、１ステップ圧につき１脈波
を決定したが、このステップ１１４の代わりに、基準パ
ルスレートを中心とする所定範囲に現れる脈波の波高値
の平均値を求めるステップとする。このようにすれば、
脈波のばらつきが大きいときはゆっくりとした連続的減
圧が行われて多くの脈波が測定され、脈波のばらつきが
小さいときは急速な連続的減圧が行われて少ない脈波が
測定される。このようにしても上述の実施の形態と同様
の正確な測定結果が得られる。
法をステップ減圧としたが、これを連続減圧としても良
い。すなわち、図２に示したステップ１０６、１０８、
１１０ではそれぞれステージ番号に対応する１ステップ
期間の長さを設定したが、これらのステップの代わり
に、それぞれステージ番号に対応する減圧速度（例えば
ステージ番号が大きい程遅い速度）と前記ステップの１
ステップ期間の長さに相当する経過時間とを設定するス
テップとする。また、図２のステップ１１３ではそれら
設定された期間の経過毎に１ステップ減圧を行ったが、
このステップ１１３の代わりに、上記設定された減圧速
度に応じた連続減圧を開始（開始後の場合は減圧は続行
するのであるがその速度を上記１ステップ期間の長さに
相当する経過時間に変更）するステップとする。更に、
図２のステップ１１４では、１ステップ圧につき１脈波
を決定したが、このステップ１１４の代わりに、基準パ
ルスレートを中心とする所定範囲に現れる脈波の波高値
の平均値を求めるステップとする。このようにすれば、
脈波のばらつきが大きいときはゆっくりとした連続的減
圧が行われて多くの脈波が測定され、脈波のばらつきが
小さいときは急速な連続的減圧が行われて少ない脈波が
測定される。このようにしても上述の実施の形態と同様
の正確な測定結果が得られる。
【００２８】
【発明の効果】請求項１の発明によれば、血圧測定の前
に、検出した脈波の安定性の度合いを求め、その度合い
があるレベル以上であるときに、所定の減圧動作を行っ
て血圧測定を行うようにすることができるので、その測
定結果は正確であり、振動する車中の測定であっても信
頼性の高い結果が得られる。
に、検出した脈波の安定性の度合いを求め、その度合い
があるレベル以上であるときに、所定の減圧動作を行っ
て血圧測定を行うようにすることができるので、その測
定結果は正確であり、振動する車中の測定であっても信
頼性の高い結果が得られる。
【００２９】請求項２の発明によれば、請求項１の発明
の効果を有する他、血圧測定の前に、検出した脈波の安
定性の度合いを求め、血圧測定のときはその度合いに応
じた種類の所定の減圧が行なわれるので、すなわち脈波
のばらつきが大きいときは減圧の計測期間を長くして脈
波のデータを多く取り入れ、脈波のばらつきが小さいと
きはその計測期間を短くして脈波のデータを少なく取り
入れることができるので、極めて正確な測定を短時間で
行うことができる。
の効果を有する他、血圧測定の前に、検出した脈波の安
定性の度合いを求め、血圧測定のときはその度合いに応
じた種類の所定の減圧が行なわれるので、すなわち脈波
のばらつきが大きいときは減圧の計測期間を長くして脈
波のデータを多く取り入れ、脈波のばらつきが小さいと
きはその計測期間を短くして脈波のデータを少なく取り
入れることができるので、極めて正確な測定を短時間で
行うことができる。
【００３０】請求項３の発明によれば、血圧測定の前
に、検出した脈波の安定性の度合いを求め、血圧測定の
最初はその度合いに応じた種類の所定の減圧を行い、血
圧測定中にも、脈波の安定性の度合いを求め、所定の減
圧動作の種類をその度合いに応じた種類に変更するの
で、より正確な測定を短時間で行うことができる。
に、検出した脈波の安定性の度合いを求め、血圧測定の
最初はその度合いに応じた種類の所定の減圧を行い、血
圧測定中にも、脈波の安定性の度合いを求め、所定の減
圧動作の種類をその度合いに応じた種類に変更するの
で、より正確な測定を短時間で行うことができる。
【００３１】請求項４の発明によれば、所定の減圧がス
テップ減圧であるため、計測期間中は、カフ圧が一定に
保たれるため、より正確な測定を行うことができる。
テップ減圧であるため、計測期間中は、カフ圧が一定に
保たれるため、より正確な測定を行うことができる。
【図１】本発明の一実施の形態の装置の全体構成を示す
ブロック図。
ブロック図。
【図２】図１に示した装置の動作を説明するための図。
【図３】ステップ減圧ステージの分類を示す図。
【図４】図１に示した装置による測定結果の一例を示す
図。
図。
１ 血圧測定部 ２ 動脈血酸素飽和度測定部 ３ カフ ４ 吸気排気手段 ５ 圧力センサ ６ 直流増幅器 ７ 交流増幅器 ８ Ａ／Ｄ変換器 ９ ＣＰＵ 10 表示器 11 表示制御回路
Claims (4)
- 【請求項１】生体に巻回されるカフを備え、このカフ内
の圧力に基づいて血圧を測定する非観血血圧計におい
て、 前記カフに対し気体を供給、排出させる給気排気手段
と、 前記カフ内の圧力が第１の圧力となるように前記給気排
気手段を制御する第１のカフ圧制御手段と、 前記カフ内の圧力が前記第１のカフ圧制御手段により前
記第１の圧力とされている間その圧力中の脈波を検出
し、検出した脈波の安定性の度合いを検出する安定度検
出手段と、 この安定度検出手段が検出した安定性の度合いに基づい
て、所定の減圧動作を行うかを判断する判断手段と、 この判断手段が前記所定の減圧動作を行うと判断した場
合に前記カフ内の圧力を第２の圧力まで高めた後に前記
カフ内の圧力が前記所定の減圧動作がされるように前記
給気排気手段を制御する第２のカフ圧制御手段と、 前記カフ内の圧力が前記第２の制御手段により前記所定
の減圧動作がされている間その圧力中の脈波を検出し、
検出した脈波に基づいて血圧値を決定する血圧値決定手
段と、を具備することを特徴とする非観血血圧計。 - 【請求項２】判断手段は、第１の脈波検出手段が検出し
た脈波の安定性の度合いに応じて、複数種の所定の減圧
動作のうちの１つを決定し、 第２のカフ圧制御手段は、カフ内の圧力が前記判断手段
が決定した種類の減圧動作となるように給気排気手段を
制御することを特徴とする請求項１記載の非観血血圧
計。 - 【請求項３】生体に巻回されるカフを備え、このカフ内
の圧力に基づいて血圧を測定する非観血血圧計におい
て、 前記カフに対し気体を供給、排出させる給気排気手段
と、 前記カフ内の圧力が第１の圧力となるように前記給気排
気手段を制御する第１のカフ圧制御手段と、 前記カフ内の圧力が前記第１のカフ圧制御手段により前
記第１の圧力とされている間その圧力中の脈波を検出
し、検出した脈波の安定性の度合いを検出する安定度検
出手段と、 この安定度検出手段が検出した安定性の度合いに応じ
て、複数種の所定の減圧動作のうちの１つを決定する判
断手段と、 前記複数種の所定の減圧動作のうちのいずれかが行われ
ている際にカフ内の圧力中の脈波の安定性の度合いを解
析し、その安定性の度合いに基づいて新たに前記複数種
の所定の減圧動作のうちの１つを決定する安定度解析手
段と、 前記カフ内の圧力を第２の圧力まで高めた後に前記判断
手段が決定した種類の所定の減圧動作となるように前記
給気排気手段を制御し、以後、前記安定度解析手段が決
定した種類の所定の減圧動作となるように前記給気排気
手段を制御する第２のカフ圧制御手段と、 前記カフ内の圧力が前記第２の制御手段により前記所定
の減圧動作がされている間その圧力中の脈波を検出し、
検出した脈波に基づいて血圧値を決定する血圧値決定手
段と、を具備することを特徴とする非観血血圧計。 - 【請求項４】前記所定の減圧動作が、予め定められてい
るステップ減圧であることを特徴とする請求項１乃至請
求項３のいずれかに記載の非観血血圧計
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27432996A JP3612615B2 (ja) | 1995-11-14 | 1996-10-17 | 非観血血圧計 |
| US08/747,896 US5772602A (en) | 1995-11-14 | 1996-11-13 | Noninvasive blood pressure measuring device and method |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29526295 | 1995-11-14 | ||
| JP7-295262 | 1995-11-14 | ||
| JP27432996A JP3612615B2 (ja) | 1995-11-14 | 1996-10-17 | 非観血血圧計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09192107A true JPH09192107A (ja) | 1997-07-29 |
| JP3612615B2 JP3612615B2 (ja) | 2005-01-19 |
Family
ID=26550987
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP27432996A Expired - Fee Related JP3612615B2 (ja) | 1995-11-14 | 1996-10-17 | 非観血血圧計 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5772602A (ja) |
| JP (1) | JP3612615B2 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| US6893401B2 (en) * | 2001-07-27 | 2005-05-17 | Vsm Medtech Ltd. | Continuous non-invasive blood pressure monitoring method and apparatus |
| JP3621395B2 (ja) * | 2002-04-17 | 2005-02-16 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | 波形解析機能付き血圧測定装置 |
| US7455643B1 (en) * | 2003-07-07 | 2008-11-25 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Continuous non-invasive blood pressure measurement apparatus and methods providing automatic recalibration |
| US7635338B2 (en) * | 2004-07-21 | 2009-12-22 | Sensometrics As | Processing of continuous pressure-related signals derivable from a human or animal body or body cavity: methods, devices and systems |
| US8660799B2 (en) | 2008-06-30 | 2014-02-25 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Processing and detecting baseline changes in signals |
| US20090326386A1 (en) * | 2008-06-30 | 2009-12-31 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and Methods for Non-Invasive Blood Pressure Monitoring |
| US8398556B2 (en) * | 2008-06-30 | 2013-03-19 | Covidien Lp | Systems and methods for non-invasive continuous blood pressure determination |
| US8506498B2 (en) | 2008-07-15 | 2013-08-13 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods using induced perturbation to determine physiological parameters |
| US8532751B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-09-10 | Covidien Lp | Laser self-mixing sensors for biological sensing |
| US9314168B2 (en) * | 2008-09-30 | 2016-04-19 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Detecting sleep events using localized blood pressure changes |
| US9687161B2 (en) * | 2008-09-30 | 2017-06-27 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for maintaining blood pressure monitor calibration |
| US9301697B2 (en) * | 2008-09-30 | 2016-04-05 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for recalibrating a non-invasive blood pressure monitor |
| US8216136B2 (en) | 2009-03-05 | 2012-07-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Systems and methods for monitoring heart rate and blood pressure correlation |
| US20100324431A1 (en) * | 2009-06-18 | 2010-12-23 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Determining Disease State Using An Induced Load |
| US9198582B2 (en) * | 2009-06-30 | 2015-12-01 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Determining a characteristic physiological parameter |
| US8290730B2 (en) | 2009-06-30 | 2012-10-16 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for assessing measurements in physiological monitoring devices |
| US20110021929A1 (en) * | 2009-07-27 | 2011-01-27 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for continuous non-invasive blood pressure monitoring |
| US8628477B2 (en) | 2009-07-31 | 2014-01-14 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for non-invasive determination of blood pressure |
| US9220440B2 (en) * | 2009-09-21 | 2015-12-29 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Determining a characteristic respiration rate |
| US9066660B2 (en) * | 2009-09-29 | 2015-06-30 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for high-pass filtering a photoplethysmograph signal |
| US8463347B2 (en) * | 2009-09-30 | 2013-06-11 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for normalizing a plethysmograph signal for improved feature analysis |
| US9451887B2 (en) | 2010-03-31 | 2016-09-27 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for measuring electromechanical delay of the heart |
| US8898037B2 (en) | 2010-04-28 | 2014-11-25 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for signal monitoring using Lissajous figures |
| US9408542B1 (en) | 2010-07-22 | 2016-08-09 | Masimo Corporation | Non-invasive blood pressure measurement system |
| US8825428B2 (en) | 2010-11-30 | 2014-09-02 | Neilcor Puritan Bennett Ireland | Methods and systems for recalibrating a blood pressure monitor with memory |
| US9357934B2 (en) | 2010-12-01 | 2016-06-07 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for physiological event marking |
| US9259160B2 (en) | 2010-12-01 | 2016-02-16 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for determining when to measure a physiological parameter |
| US9060695B2 (en) | 2011-11-30 | 2015-06-23 | Covidien Lp | Systems and methods for determining differential pulse transit time from the phase difference of two analog plethysmographs |
| JP6594135B2 (ja) * | 2015-09-16 | 2019-10-23 | オムロンヘルスケア株式会社 | 生体情報測定装置、生体情報測定方法、及び生体情報測定プログラム |
Family Cites Families (4)
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|---|---|---|---|---|
| US4349034A (en) * | 1978-04-10 | 1982-09-14 | Johnson & Johnson | Automatic mean blood pressure reading device |
| WO1988004910A1 (en) * | 1986-12-25 | 1988-07-14 | Nippon Colin Co., Ltd. | Blood pressure monitoring system |
| JPH0511845Y2 (ja) * | 1988-12-12 | 1993-03-25 | ||
| US5606977A (en) * | 1995-01-04 | 1997-03-04 | Critikon, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor which automatically determines when to take blood pressure measurements |
-
1996
- 1996-10-17 JP JP27432996A patent/JP3612615B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1996-11-13 US US08/747,896 patent/US5772602A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5772602A (en) | 1998-06-30 |
| JP3612615B2 (ja) | 2005-01-19 |
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