JPS6098729A - 電子血圧計のａｄ変換器 - Google Patents
電子血圧計のａｄ変換器Info
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- JPS6098729A JPS6098729A JP58207078A JP20707883A JPS6098729A JP S6098729 A JPS6098729 A JP S6098729A JP 58207078 A JP58207078 A JP 58207078A JP 20707883 A JP20707883 A JP 20707883A JP S6098729 A JPS6098729 A JP S6098729A
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- Japan
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- converter
- blood pressure
- double
- analog
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- Pending
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-
- 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
-
- H—ELECTRICITY
- H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
- H03M—CODING; DECODING; CODE CONVERSION IN GENERAL
- H03M1/00—Analogue/digital conversion; Digital/analogue conversion
- H03M1/12—Analogue/digital converters
- H03M1/50—Analogue/digital converters with intermediate conversion to time interval
- H03M1/52—Input signal integrated with linear return to datum
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- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
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- Engineering & Computer Science (AREA)
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- Veterinary Medicine (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
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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】
本発明は電子血圧計のＡＤ変換器のＳ取方法に閂するも
のである。
のである。
最近の電子工学の進歩により医療の分野においても電子
化の波が押し寄せている。血圧計では、従来の水銀式の
血圧計にかわって電子血圧計が登場した。これによシ軽
量、小型化され、さらに非常に取扱いが楽になったばか
りが、血圧測定に習熟度が必要ではな（なった。このこ
とによシミ子血圧計が飛紹的に普及し、医療、健康管理
への関心はさらに高くなりつつある。
化の波が押し寄せている。血圧計では、従来の水銀式の
血圧計にかわって電子血圧計が登場した。これによシ軽
量、小型化され、さらに非常に取扱いが楽になったばか
りが、血圧測定に習熟度が必要ではな（なった。このこ
とによシミ子血圧計が飛紹的に普及し、医療、健康管理
への関心はさらに高くなりつつある。
健康管理、ちるいは医療器具への要求はよシ小型化、よ
シ軽量化という方向に進みつつあり、電子血圧計につい
ても小型化、低消費電力化の傾向が著しい。また価格に
ついてもその低減がめられ、価格競争の一面を呈してい
る。従来の電子血圧計では以上の要求に応えられてはい
なかった。
シ軽量化という方向に進みつつあり、電子血圧計につい
ても小型化、低消費電力化の傾向が著しい。また価格に
ついてもその低減がめられ、価格競争の一面を呈してい
る。従来の電子血圧計では以上の要求に応えられてはい
なかった。
ところが以上の要求は次の様に解決できるのである。ま
ず小型化、軽量化は回路部分を全て集積回路化すること
によル解決できる。電子技術、製造技術の向上によって
なしうることができる。ところで集積化に際しては、ア
ナログ回路部分と論理回路部分とは本質的に異なるもの
である。それは電流の点にしても前者はその全てが能動
状態で動作し、消費電力が無視できない一方、後者は論
理レベルのみの動作であり、飽和動作で行うことができ
る。また圧力センサ感度は、そのセンサに加わる電圧ま
たは電流によシ感度が異なるために比較的大きな電流で
動作させねばならない。集積化する際に特にこの点はＩ
Ｒ＃：素子の選択の基員となル、一般に前者にはバイポ
ーラ素子、後者はＣ−ＭＯＳが適している。両者を同一
の集積回路にて作ることは可能ではあるが、かえって大
きさ、製造の複雑さ、歩留りの点から不利となってしま
う。以上の点からアナログ回路部分と論理回路部分とを
分離しそれぞれ独立に製造、調整を行なえば良いことは
明白である。その際に圧力をデジタル値に変換するため
のＡＤ変換器の構成が問題となる。
ず小型化、軽量化は回路部分を全て集積回路化すること
によル解決できる。電子技術、製造技術の向上によって
なしうることができる。ところで集積化に際しては、ア
ナログ回路部分と論理回路部分とは本質的に異なるもの
である。それは電流の点にしても前者はその全てが能動
状態で動作し、消費電力が無視できない一方、後者は論
理レベルのみの動作であり、飽和動作で行うことができ
る。また圧力センサ感度は、そのセンサに加わる電圧ま
たは電流によシ感度が異なるために比較的大きな電流で
動作させねばならない。集積化する際に特にこの点はＩ
Ｒ＃：素子の選択の基員となル、一般に前者にはバイポ
ーラ素子、後者はＣ−ＭＯＳが適している。両者を同一
の集積回路にて作ることは可能ではあるが、かえって大
きさ、製造の複雑さ、歩留りの点から不利となってしま
う。以上の点からアナログ回路部分と論理回路部分とを
分離しそれぞれ独立に製造、調整を行なえば良いことは
明白である。その際に圧力をデジタル値に変換するため
のＡＤ変換器の構成が問題となる。
本発明の目的はアナログ回路部分と論理回路部分とを分
離形放し、その集合体として機能をなす電子血圧計にお
いて、圧力測定のための二重積分形ＡＤ変換器の最適な
分離構成の方法を提供することである。
離形放し、その集合体として機能をなす電子血圧計にお
いて、圧力測定のための二重積分形ＡＤ変換器の最適な
分離構成の方法を提供することである。
以下添付の図面に従って説明する。第１図は不発−明の
実施例である電子血圧計の機能別ブロック図を示してい
る。マイクＭより採取されたコロトコフ音はコロトコフ
音検出回路Ｓ１にょシ増幅され雑音を除かれた後にパル
スとして出力される。
実施例である電子血圧計の機能別ブロック図を示してい
る。マイクＭより採取されたコロトコフ音はコロトコフ
音検出回路Ｓ１にょシ増幅され雑音を除かれた後にパル
スとして出力される。
カフＯＦの圧力は圧力センサＳ２より電気信号に変換さ
れた後、増幅器Ｓ３により増幅される。カフ圧は脈によ
シわずかながら変動し、その変化分は脈波検出回路８４
にて検出され、参照信号として出力される。この参照信
号はコロトコフ音の存在の有無を判定するのに使用され
る。また増幅器Ｓ３の出力はＡＤｆ換部ＳＡに導入され
ている。
れた後、増幅器Ｓ３により増幅される。カフ圧は脈によ
シわずかながら変動し、その変化分は脈波検出回路８４
にて検出され、参照信号として出力される。この参照信
号はコロトコフ音の存在の有無を判定するのに使用され
る。また増幅器Ｓ３の出力はＡＤｆ換部ＳＡに導入され
ている。
ここまではアナログ信号を取り扱うものであ夛、集積化
されてセンサユニツ）８として構成されている。アナロ
グ回路は、論理回路に比較して電流を冬（消善すスーｍ
カセンサＢ’）ｔＦｋ−＋矛の成度のためによフ多（の
電流を流さなくてはならないために、出力抵抗の小さい
バイポーラトランジスタで構成さ扛ることが必要である
。また、アナログ回路では多ぐのＯＰアンプを必要とし
ているが、現在のところドリフト等からバイポーラ素子
が向いている。その様な理由によりアナログ部分はバイ
ポーラ集積回路が最適である。Ｌは論理回路ユニットで
ありセンサユニットでアリ、センサユニツ）Ｓの中のＡ
Ｄ変換部と信号線ＷＲによシ接続されたＡＤ変換部ＬＡ
、演算部Ｌ１及び表示器＠Ｊ２によシ構放されている。
されてセンサユニツ）８として構成されている。アナロ
グ回路は、論理回路に比較して電流を冬（消善すスーｍ
カセンサＢ’）ｔＦｋ−＋矛の成度のためによフ多（の
電流を流さなくてはならないために、出力抵抗の小さい
バイポーラトランジスタで構成さ扛ることが必要である
。また、アナログ回路では多ぐのＯＰアンプを必要とし
ているが、現在のところドリフト等からバイポーラ素子
が向いている。その様な理由によりアナログ部分はバイ
ポーラ集積回路が最適である。Ｌは論理回路ユニットで
ありセンサユニットでアリ、センサユニツ）Ｓの中のＡ
Ｄ変換部と信号線ＷＲによシ接続されたＡＤ変換部ＬＡ
、演算部Ｌ１及び表示器＠Ｊ２によシ構放されている。
表示器ＴＪ２を除いてＣ−ＭＯＢ論理集積回路により構
成さｎ、μＡオーダの電流によシ動作する。ＡＤ変換部
ＳＡ、及びＬＡによシニ重積分型ＡＤＫ換器が構成され
る。
成さｎ、μＡオーダの電流によシ動作する。ＡＤ変換部
ＳＡ、及びＬＡによシニ重積分型ＡＤＫ換器が構成され
る。
第２図は二重積分型ＡＤ変換器の原理を示した図である
。電圧スイッチ４によシ信号電圧Ｅ８と基準電圧１！ｌ
ｒとを切り換える。ワンショットマルチバイブレータ３
により時間幅Ｔ１を持つパルスが作られる。Ｔ１時間、
電圧スイッチ４は信号電圧Ｅ８に接続される。抵抗Ｒ１
を介して積分コンデンサ０１は充電され、ＴＩ終了後は
信号電圧Ｅ８とは逆の極性をもつ基準電圧ｇｒと抵抗Ｒ
２によ９Ｍ 分＝ｔ ｙ ｆ ７−ＩＪ−０１は放電さ
ｎる。ＯＦアンプ１と積分コンデンサｃ１にょシ積分器
が構成されておＱ、その出方電圧はコンパレータ２に接
続サレル。コンパレータ２は０アアンブ１の出力が０に
なった瞬間にパルスを発生しそのパルスニテ再ヒワンシ
ョットマルチバイブレータ３が動作して一連の動作を繰
シ返す。伊）はｏｐアンプ１の出力電圧％ （０）はコ
ンパレータ２の出方。（至）はワンジットマルチバイブ
レータ３の出方である。Ｔ’１時間終了後、次のＴ１時
間までをＴ２とすると、Ｔ１及びＴ２にて精分コンデン
サｏ１に充放電される電荷量は等しく （Ｈ６／ Ｒ１） Ｔ ：Ｌ ＝ （” ｒ ／ Ｒ２
） Ｔ ２よって Ｔ２＝（Ｂｓ 、Ｒ２／Ｂ！ｒ、Ｒ１）、’Ｌ’１とな
りＴ１とＴ２の比をめ扛ば信号電圧Ｅ８がめられる。一
般［Ｔ’ｌとＴ２は同一クロックを分周してそのカウン
ト値を用いている。本発明では二重精分型ＡＤ変換器の
うち電圧スイッチ４゜積分コンデンサＯ’ｌ、ＯＦアン
プ１、コンパレータ２までをセンサユニットＳに含め、
ワンショットマルチバイ・ブレーグ３０機能は水晶振動
子の分局器を用い、またＴ２はこのクロックを用いる。
。電圧スイッチ４によシ信号電圧Ｅ８と基準電圧１！ｌ
ｒとを切り換える。ワンショットマルチバイブレータ３
により時間幅Ｔ１を持つパルスが作られる。Ｔ１時間、
電圧スイッチ４は信号電圧Ｅ８に接続される。抵抗Ｒ１
を介して積分コンデンサ０１は充電され、ＴＩ終了後は
信号電圧Ｅ８とは逆の極性をもつ基準電圧ｇｒと抵抗Ｒ
２によ９Ｍ 分＝ｔ ｙ ｆ ７−ＩＪ−０１は放電さ
ｎる。ＯＦアンプ１と積分コンデンサｃ１にょシ積分器
が構成されておＱ、その出方電圧はコンパレータ２に接
続サレル。コンパレータ２は０アアンブ１の出力が０に
なった瞬間にパルスを発生しそのパルスニテ再ヒワンシ
ョットマルチバイブレータ３が動作して一連の動作を繰
シ返す。伊）はｏｐアンプ１の出力電圧％ （０）はコ
ンパレータ２の出方。（至）はワンジットマルチバイブ
レータ３の出方である。Ｔ’１時間終了後、次のＴ１時
間までをＴ２とすると、Ｔ１及びＴ２にて精分コンデン
サｏ１に充放電される電荷量は等しく （Ｈ６／ Ｒ１） Ｔ ：Ｌ ＝ （” ｒ ／ Ｒ２
） Ｔ ２よって Ｔ２＝（Ｂｓ 、Ｒ２／Ｂ！ｒ、Ｒ１）、’Ｌ’１とな
りＴ１とＴ２の比をめ扛ば信号電圧Ｅ８がめられる。一
般［Ｔ’ｌとＴ２は同一クロックを分周してそのカウン
ト値を用いている。本発明では二重精分型ＡＤ変換器の
うち電圧スイッチ４゜積分コンデンサＯ’ｌ、ＯＦアン
プ１、コンパレータ２までをセンサユニットＳに含め、
ワンショットマルチバイ・ブレーグ３０機能は水晶振動
子の分局器を用い、またＴ２はこのクロックを用いる。
そうするとＴ１は固足となり、Ｔｚ待時間含まれるクロ
ックを計数する。
ックを計数する。
第３図に本発明の実施例の回路図を示した。センサＳ２
の出力は増幅器ｓ３にょシ差動増幅される。ＳＡはＡＤ
変換部であって、ＯＰアンプＡ１トランジスタＡ４１Ａ
５％ インバータＡ７にて電子スイッチを構成している
。抵抗Ｒ３，Ｒ４は充放電電流を規定するものである。
の出力は増幅器ｓ３にょシ差動増幅される。ＳＡはＡＤ
変換部であって、ＯＰアンプＡ１トランジスタＡ４１Ａ
５％ インバータＡ７にて電子スイッチを構成している
。抵抗Ｒ３，Ｒ４は充放電電流を規定するものである。
Ｔ１信号ＷＲ６が１Ｈ′であるとトランジスタＡ５は０
ＦＦＬ、ＯＰ了ンブＡ１、トランジスタＡ４にて信号電
圧Ｅ８のボルテージフォロワとして動作する。積分コン
デンサＣ２への充電電流はＫ ｓ ／ Ｒ４でありＴ１
時間積分される。その後Ｔ１信号ＷＲ６は“Ｌ″となり
トランジスタＡ５がＯＮｊ、、逆にトランジスタＡ４が
０ＦＩＰとなる。この時抵抗Ｒ３゜Ｒ４は直列に信号電
圧ｌｌ１８と極性の異なる基準電位Ｉｌ！ｒＫ接続さ牡
、Ｆ！ｒ ／ （Ｒ３＋ Ｒ４）の放電電流が流れる。
ＦＦＬ、ＯＰ了ンブＡ１、トランジスタＡ４にて信号電
圧Ｅ８のボルテージフォロワとして動作する。積分コン
デンサＣ２への充電電流はＫ ｓ ／ Ｒ４でありＴ１
時間積分される。その後Ｔ１信号ＷＲ６は“Ｌ″となり
トランジスタＡ５がＯＮｊ、、逆にトランジスタＡ４が
０ＦＩＰとなる。この時抵抗Ｒ３゜Ｒ４は直列に信号電
圧ｌｌ１８と極性の異なる基準電位Ｉｌ！ｒＫ接続さ牡
、Ｆ！ｒ ／ （Ｒ３＋ Ｒ４）の放電電流が流れる。
第３図では信号電圧Ｅ８は負の極性である。ＯＰ了ンブ
Ａ２の出力はコンパレータＡ３に接続さｎ１インバータ
Ａ６を介して論理回路ユニットＬに送り出される。ここ
まではセンサユニツ）Ｓに金塊れている。次に論理回路
ユニットＬの説明に移る。水晶発振器Ｌ３の出力は分周
器′Ｌ４にて必要な周波数に分周してクロックＦとして
取シ出される。Ｔ２＠号ＷＲ５が−Ｈ″になるとフリッ
プ、フロップＬ５の出力はｔ′Ｈ”となりグー） Ｌ
１２が開いてクロックＦをＴＩカウンタＬ７にてカウン
トを始める。ある時間Ｔ１が経過すると、Ｔｌカウンタ
Ｌ７のキャリーがＩ Ｈｊ″となる。するとフリップ、
フロップＬ５はリセットされるとともにゲートＬ １２
は閉じられかつＴ１クロックＬ７もリセットさｎる。ま
た同時にゲートＬｌｌは開きＴ２カウンタＬ６がクロッ
クＦによフ計数を開始する。これはＴ２信号ＷＲ５がＨ
″になるまで続けられる。Ｔ２信号ＷＲ５が１Ｈ″にな
ると再びフリップ、フロップＬ５は１Ｈ″となｊ５Ｔ１
時間のカウントを開始するが、ゲートＬ１１は閉じてＴ
２カウンタＩＪ６は停止する。一方Ｔ２信号ＷＲ５は０
ＰＵＩ＋８の割シ込み端子に接続されてお９、Ｃ？ＵＬ
Ｆ３によＪＴ２カウンタｌＪ６のカウント値が読み込ま
れた後、リセットがかけられる。０ＰＵＬ８では圧力デ
ータ処理、血圧値決定の処理を行い、最高、最低血圧値
を表示器Ｌ２に表示する。人おＬ９．ＬＩＯはそｎぞれ
ＲＯＭ、ＲＡＭでらる。Ｔ１信号ＷＲ６は、フリップ。
Ａ２の出力はコンパレータＡ３に接続さｎ１インバータ
Ａ６を介して論理回路ユニットＬに送り出される。ここ
まではセンサユニツ）Ｓに金塊れている。次に論理回路
ユニットＬの説明に移る。水晶発振器Ｌ３の出力は分周
器′Ｌ４にて必要な周波数に分周してクロックＦとして
取シ出される。Ｔ２＠号ＷＲ５が−Ｈ″になるとフリッ
プ、フロップＬ５の出力はｔ′Ｈ”となりグー） Ｌ
１２が開いてクロックＦをＴＩカウンタＬ７にてカウン
トを始める。ある時間Ｔ１が経過すると、Ｔｌカウンタ
Ｌ７のキャリーがＩ Ｈｊ″となる。するとフリップ、
フロップＬ５はリセットされるとともにゲートＬ １２
は閉じられかつＴ１クロックＬ７もリセットさｎる。ま
た同時にゲートＬｌｌは開きＴ２カウンタＬ６がクロッ
クＦによフ計数を開始する。これはＴ２信号ＷＲ５がＨ
″になるまで続けられる。Ｔ２信号ＷＲ５が１Ｈ″にな
ると再びフリップ、フロップＬ５は１Ｈ″となｊ５Ｔ１
時間のカウントを開始するが、ゲートＬ１１は閉じてＴ
２カウンタＩＪ６は停止する。一方Ｔ２信号ＷＲ５は０
ＰＵＩ＋８の割シ込み端子に接続されてお９、Ｃ？ＵＬ
Ｆ３によＪＴ２カウンタｌＪ６のカウント値が読み込ま
れた後、リセットがかけられる。０ＰＵＬ８では圧力デ
ータ処理、血圧値決定の処理を行い、最高、最低血圧値
を表示器Ｌ２に表示する。人おＬ９．ＬＩＯはそｎぞれ
ＲＯＭ、ＲＡＭでらる。Ｔ１信号ＷＲ６は、フリップ。
フロップし５の出力となっている。今、Ｔ１カウンタＬ
７及び′ｉ′２カウ／りＬ６は別のカウンタとして説明
したが、同一のカウンタを使用することは可能である。
７及び′ｉ′２カウ／りＬ６は別のカウンタとして説明
したが、同一のカウンタを使用することは可能である。
本発明の様に二重積分型ＡＤ変換器を構成要素、機能に
よってアナログ回路部分と論理回路部分を別々に構成す
れば、特に集積化のときには機能に応じて構成素子が選
択できるために肩効であシコスト的にも安くなる。また
冗長な設計は省くことができ、設計、製造に係る期間、
費用が低減できる。精度的には、信号の受け渡しを完全
に論理レベルで行う凡めに雑音の影響を受けず、かつ時
間の測定は水晶振動子の様な安尼な基準も使用できるこ
とからその精度は高い。また、１つや論理回路ユニット
があれば任意側のアナログ回路ユニットの調整が行える
ために、調整に要する時間、ひいてはコストの低減に効
果があり、別々に製造できることから歩留りの向上も期
待できるために大量生産での効果は絶大なものがある。
よってアナログ回路部分と論理回路部分を別々に構成す
れば、特に集積化のときには機能に応じて構成素子が選
択できるために肩効であシコスト的にも安くなる。また
冗長な設計は省くことができ、設計、製造に係る期間、
費用が低減できる。精度的には、信号の受け渡しを完全
に論理レベルで行う凡めに雑音の影響を受けず、かつ時
間の測定は水晶振動子の様な安尼な基準も使用できるこ
とからその精度は高い。また、１つや論理回路ユニット
があれば任意側のアナログ回路ユニットの調整が行える
ために、調整に要する時間、ひいてはコストの低減に効
果があり、別々に製造できることから歩留りの向上も期
待できるために大量生産での効果は絶大なものがある。
また、センサユニットを論理ユニットから離しても雑音
の影響は受けず、それぞれを別の場所、例えば前者をカ
フに、後者を腕時計内に組み込む場合などには非常に効
果がある。その際に接続線が２本で済むという利点は実
装上の費用低減に関して効果は大きい。
の影響は受けず、それぞれを別の場所、例えば前者をカ
フに、後者を腕時計内に組み込む場合などには非常に効
果がある。その際に接続線が２本で済むという利点は実
装上の費用低減に関して効果は大きい。
第１図は本発明の実施例である電子血圧計の機能別ブロ
ック図、第２図は二重積分型ＡＤ変換器の原理図、第３
図は本発明の実施例の回路図でおる。 ニット、Ｓ’ｌ、、コロトコフ音検出回路、ｓ２゜、圧
力七ンサ％８３．．増幅器、Ｅ４．。脈波検出回路％８
Ａ・・ＡＤ変換器、ＡＸ、Ａ２．、ＯＰアンプ、Ａ３．
。コンパレータ、Ａ４．Ａ５゜、トランジスタ、Ａ（ｉ
、Ａ７゜、インバータ、ＷＲ、、（Ｒ号’ｆｍ、ｗｉ
５．、Ｔｚａ号、ＷＲ６、。 Ｔ１信号、Ｌ３．論理回路ユニット、ＬＬ、、演算部、
Ｌ２８０表示器％ＬＡ、。ＡＤ変換部、Ｌ３０．水晶発
振器、Ｌ４０６分局器、１１５．、フリップ、フロップ
、Ｌ６ 、、Ｔ２カウンク、Ｌ７−− Ｔｌｌカラり、
Ｌ３ 、、ＣＰＵ、Ｌ９．、ＲＯＭ％ Ｌｌｏ、、ＲＡ
Ｍ％ ｌ１ｌｌ、Ｉ＋１２．、ゲート、Ｅ８０．信号電
圧、ｌｌ１ｒ１．基準電圧、Ｒ１，Ｒ２、Ｒ３，Ｒ４１
，抵抗、ａｌ、ｃ２．、積分コンデンサ、ＩＦ、、クロ
ック、１．、ｏｐアンプ、２１．コンパレータ、３０．
ワンショットマルチバイブレーク、４０．−電圧スイッ
チ。 以上
ック図、第２図は二重積分型ＡＤ変換器の原理図、第３
図は本発明の実施例の回路図でおる。 ニット、Ｓ’ｌ、、コロトコフ音検出回路、ｓ２゜、圧
力七ンサ％８３．．増幅器、Ｅ４．。脈波検出回路％８
Ａ・・ＡＤ変換器、ＡＸ、Ａ２．、ＯＰアンプ、Ａ３．
。コンパレータ、Ａ４．Ａ５゜、トランジスタ、Ａ（ｉ
、Ａ７゜、インバータ、ＷＲ、、（Ｒ号’ｆｍ、ｗｉ
５．、Ｔｚａ号、ＷＲ６、。 Ｔ１信号、Ｌ３．論理回路ユニット、ＬＬ、、演算部、
Ｌ２８０表示器％ＬＡ、。ＡＤ変換部、Ｌ３０．水晶発
振器、Ｌ４０６分局器、１１５．、フリップ、フロップ
、Ｌ６ 、、Ｔ２カウンク、Ｌ７−− Ｔｌｌカラり、
Ｌ３ 、、ＣＰＵ、Ｌ９．、ＲＯＭ％ Ｌｌｏ、、ＲＡ
Ｍ％ ｌ１ｌｌ、Ｉ＋１２．、ゲート、Ｅ８０．信号電
圧、ｌｌ１ｒ１．基準電圧、Ｒ１，Ｒ２、Ｒ３，Ｒ４１
，抵抗、ａｌ、ｃ２．、積分コンデンサ、ＩＦ、、クロ
ック、１．、ｏｐアンプ、２１．コンパレータ、３０．
ワンショットマルチバイブレーク、４０．−電圧スイッ
チ。 以上
Claims (4)
- （１） 血圧測定で得られるアナログ信号を扱うアナロ
グ回路部分と、論理信号を扱う論理回路部分とを独立な
回路基板に分離形成し、それらの回路基板によシ構放さ
れる構造をなす電子血圧計のＡＤ変換器において、二重
積分型ＡＤ変換器を用い、かつ前記二重積分型ＡＤ変換
器の構成要素を前記アナログ回路部分と前記論理回路部
分とに分離し前記回路基板に独立に形成して、前記回路
基板間を結線することＫより初めてその機能を有するこ
とを特徴とする電子血圧計のＡＤ変換器。 - （２） ＦＩＵ記アナログ回路部分の二重積分型ＡＤ変
換器の構成要素とは、少なくとも積分コンデンサを含む
積分器、前記積分器の出力を利足するコンパレータ、積
分電流を決定する抵抗器、放電電流を決定する定電流機
能及び充放電を切り換える電囲第１項記載の電子血圧計
のＡＤ変換器。 - （３）１記論理回路部分の二重積分型ＡＤ変換器の１？
成要素とは、少なくとも一足の時間幅を持つパルスを発
生し前記アナログ回路部分の二重積分型ＡＤ変換器の構
成要素の入力に出力するパルス発生機能、前記アナログ
回路部分の二重積分型ＡＤＫ換器の構成要素より得られ
るパルス時間間隔を一足周期クロックにて測定するカウ
ンタ機能、前記アナログ回路部分の二重稍分型ＡＤ変換
器の出力によシ前記パルス発生機能と前記カウンタ様能
を切シ換えるフリップ。フロップを含むスイッチ機能を
有することを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の電
子血圧計のＡＤ変換器。 - （４） ｆ）ＴＪ記アナログ回路部分の二重積分型ＡＤ
＆換器の構成要素の出力とは前記コンパレータの出力で
あること、入力とは前記電子スイッチの入力であること
、及びそｔぞ牡が前記論理回路部分のＡＤ変換器の構成
要素と結線されていることを特徴とする特許請求の範囲
第１項第２項及び第３項Ｖ鰺の雪工而笛訃−
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58207078A JPS6098729A (ja) | 1983-11-04 | 1983-11-04 | 電子血圧計のａｄ変換器 |
| EP84307381A EP0145208A1 (en) | 1983-11-04 | 1984-10-26 | An electronic sphygmomanometer |
| US06/665,775 US4607641A (en) | 1983-11-04 | 1984-10-29 | Electronic sphygmomanometer |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58207078A JPS6098729A (ja) | 1983-11-04 | 1983-11-04 | 電子血圧計のａｄ変換器 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6098729A true JPS6098729A (ja) | 1985-06-01 |
Family
ID=16533830
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58207078A Pending JPS6098729A (ja) | 1983-11-04 | 1983-11-04 | 電子血圧計のａｄ変換器 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6098729A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6455913A (en) * | 1986-08-12 | 1989-03-02 | Honeywell Inc | Analog-digital signal converter |
-
1983
- 1983-11-04 JP JP58207078A patent/JPS6098729A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6455913A (en) * | 1986-08-12 | 1989-03-02 | Honeywell Inc | Analog-digital signal converter |
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