JPS61253040A - 電子血圧計 - Google Patents
電子血圧計Info
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- JPS61253040A JPS61253040A JP60095815A JP9581585A JPS61253040A JP S61253040 A JPS61253040 A JP S61253040A JP 60095815 A JP60095815 A JP 60095815A JP 9581585 A JP9581585 A JP 9581585A JP S61253040 A JPS61253040 A JP S61253040A
- Authority
- JP
- Japan
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- pulse wave
- cuff
- wave amplitude
- blood pressure
- straight line
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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】
（イ）産業上の利用分野
この発明は、動脈をカフで圧迫し、カフ圧を変化させる
過程で脈波振幅を検出し、この脈波振幅を用いて血圧を
決定する電子血圧計に関する。
過程で脈波振幅を検出し、この脈波振幅を用いて血圧を
決定する電子血圧計に関する。
（ロ）従来の技術
一般に周知の電子血圧計は、腕帯を上腕に巻いて動脈を
圧迫する、いわゆる腕弐のものであ・る。
圧迫する、いわゆる腕弐のものであ・る。
しかし、腕式の電子血圧計は比較的大型であり、持運び
等に不便であり、また腕帯装着時に腕まくりをせねばな
らず、面倒であるため、この出願の発明者は、指をカフ
で圧迫する指用電子血圧計をすでに別に出願した。
等に不便であり、また腕帯装着時に腕まくりをせねばな
らず、面倒であるため、この出願の発明者は、指をカフ
で圧迫する指用電子血圧計をすでに別に出願した。
この指用電子血圧計は、血圧測定のために脈波信号の振
幅を検出し、この脈波振幅の変化とカフ圧とから血圧決
定をするようにしている。
幅を検出し、この脈波振幅の変化とカフ圧とから血圧決
定をするようにしている。
時間経過にともなうカフ圧と脈波振幅の変化を示すと、
第１０図に示すようになり、脈波振幅は通常人の場合に
、あるカフ圧に対応する時点からほぼ直線的に増加し、
最大値Ａｍａｘに達すると、今度は逆にほぼ直線的に減
少している。そのため、上記指用電子血圧計は、脈波振
幅が最大値ａ ｍａＸになる時のカフ圧を平均血圧ＭＡ
Ｐと決定するようにしている。
第１０図に示すようになり、脈波振幅は通常人の場合に
、あるカフ圧に対応する時点からほぼ直線的に増加し、
最大値Ａｍａｘに達すると、今度は逆にほぼ直線的に減
少している。そのため、上記指用電子血圧計は、脈波振
幅が最大値ａ ｍａＸになる時のカフ圧を平均血圧ＭＡ
Ｐと決定するようにしている。
（ハ）発明が解決しようとする問題点
上記のように、時間−脈波振幅は通常人の場合、略三角
形状の変化となるが、脈波の小さい人の場合には、第１
１図に示すように、台形状の変化を呈する場合がある。
形状の変化となるが、脈波の小さい人の場合には、第１
１図に示すように、台形状の変化を呈する場合がある。
この場合は、最大振幅は抑えられた状態なので、脈波振
幅の最大値が検出されなかったり、誤った時点に最大値
が検出されることがあり、平均血圧ＭＡＰが得られなか
ったり、誤った平均血圧ＭＡＰを得ることがある。
幅の最大値が検出されなかったり、誤った時点に最大値
が検出されることがあり、平均血圧ＭＡＰが得られなか
ったり、誤った平均血圧ＭＡＰを得ることがある。
この発明は、上記に鑑み、脈波振幅の包絡綿が台形状で
あるため、最大振幅が明確でない場合でも、正確に平均
血圧を決定し得る電子血圧計を提供することを目的とし
ている。
あるため、最大振幅が明確でない場合でも、正確に平均
血圧を決定し得る電子血圧計を提供することを目的とし
ている。
（ニ）問題点を解決するための手段及び作用この発明の
電子血圧計は、第１図に示すように、被測定体の動脈を
圧迫するカフェと、このカフ内を加圧あるいは減圧する
圧力系２と、カフの圧力を検出するカフ圧センサ３と、
前記カフの圧力変化過程での脈波振幅を検出する脈波振
幅検出手段４と、前記カフ圧センサ及び脈波振幅検出手
段からのカフ圧と脈波振幅とにより血圧値を決定する血
圧決定手段５とを含むものにおいて、血圧決定手段は、
前記脈波振幅の増加区間直線を求める増加区間直線算出
手段６と、前記脈波振幅の減少区間直線を求める減少区
間直線算出手段７と、前記増加区間直線と減少区間直線
の交叉する時間座標を抽出する時間座標抽出手段８と、
抽出された時間座標に対応するカフ圧を平均血圧値とす
る平均血圧決定手段９を特徴的に備えている。
電子血圧計は、第１図に示すように、被測定体の動脈を
圧迫するカフェと、このカフ内を加圧あるいは減圧する
圧力系２と、カフの圧力を検出するカフ圧センサ３と、
前記カフの圧力変化過程での脈波振幅を検出する脈波振
幅検出手段４と、前記カフ圧センサ及び脈波振幅検出手
段からのカフ圧と脈波振幅とにより血圧値を決定する血
圧決定手段５とを含むものにおいて、血圧決定手段は、
前記脈波振幅の増加区間直線を求める増加区間直線算出
手段６と、前記脈波振幅の減少区間直線を求める減少区
間直線算出手段７と、前記増加区間直線と減少区間直線
の交叉する時間座標を抽出する時間座標抽出手段８と、
抽出された時間座標に対応するカフ圧を平均血圧値とす
る平均血圧決定手段９を特徴的に備えている。
この電子血圧旧では、第８図に示すように、脈波振幅が
求められると、これら脈波振幅の増加区間直線ｌ、と減
少区間直線１２が算出され、得られた両直線の交点の時
間座標ｔ ＭＡＰに対応するカフ圧値が平均血圧値ＭＡ
Ｐと決定される。この電子血圧計では、第９Ｈに示すよ
うに、脈波振幅の包路線が台形状であっても、増加区間
直線１１と減少区間直線１２の交点の時間座標を振幅最
大値に対応する時点として平均血圧値を決定できる。
求められると、これら脈波振幅の増加区間直線ｌ、と減
少区間直線１２が算出され、得られた両直線の交点の時
間座標ｔ ＭＡＰに対応するカフ圧値が平均血圧値ＭＡ
Ｐと決定される。この電子血圧計では、第９Ｈに示すよ
うに、脈波振幅の包路線が台形状であっても、増加区間
直線１１と減少区間直線１２の交点の時間座標を振幅最
大値に対応する時点として平均血圧値を決定できる。
つまり、第８図に示す包路線が三角形状の場合と全く同
様にして、平均血圧を決定することができる。
様にして、平均血圧を決定することができる。
（ホ）実施例
以下、実施例により、この発明をさらに詳細に説明する
。
。
く回路構成〉
第２図は、この発明が実施される指用電子血圧計の概略
ブロック図である。
ブロック図である。
第２図において、カフ１１はゴム袋で形成され、手指が
挿入できる程度の円筒状に構成されており、このカフ１
１には脈波センサ１２が付設され、脈波センサ１２で検
出された脈波信号は増幅器１３、Ａ／Ｄ変換器１４を介
して、ＭＰＵ （マイクロプロセッサユニット）１５に
取込まれるようになっている。
挿入できる程度の円筒状に構成されており、このカフ１
１には脈波センサ１２が付設され、脈波センサ１２で検
出された脈波信号は増幅器１３、Ａ／Ｄ変換器１４を介
して、ＭＰＵ （マイクロプロセッサユニット）１５に
取込まれるようになっている。
また、カフ１１はゴム管１６により圧センサ１７に接続
され、また空気バッファ１８にも接続され、さらに微速
排気弁１９、急速排気弁２０に連結されている。また、
空気バッファ１８は逆流防止弁２２を介し、加圧ポンプ
２１に連結されている。この加圧ポンプ２１にはモータ
が含まれている（空気バッファ１８、微速排気弁１９、
急速排゛ 気弁２０、加圧ポンプ２１等で圧力系を構
成）。
され、また空気バッファ１８にも接続され、さらに微速
排気弁１９、急速排気弁２０に連結されている。また、
空気バッファ１８は逆流防止弁２２を介し、加圧ポンプ
２１に連結されている。この加圧ポンプ２１にはモータ
が含まれている（空気バッファ１８、微速排気弁１９、
急速排゛ 気弁２０、加圧ポンプ２１等で圧力系を構
成）。
圧センサ１７で検出されるカフ圧は、増幅器２３で増幅
され、Ａ／Ｄ変換器１４を経て、ＭＰＵ１５に取込まれ
るようになっている。
され、Ａ／Ｄ変換器１４を経て、ＭＰＵ１５に取込まれ
るようになっている。
ＭＰＵ１５は、プログラムや演算値を記憶するメモリを
内蔵する他、Ａ／Ｄ変換器１４より切替えにより脈波デ
ータ、カフ圧データを取込む機能、加圧ポンプ２１を０
Ｎ１０Ｆ’Ｆする機能、急速排気弁２０を０Ｎ１０ＦＦ
する機能、脈波データから脈波振幅の増加区間近似直線
を算出する機能、減少区間近似直線を算出する機能、両
近似直線の交点の時間座標を抽出する機能、この時間座
標とカフ圧データとから平均血圧ＭＡＰを決定する機能
等を備えている。
内蔵する他、Ａ／Ｄ変換器１４より切替えにより脈波デ
ータ、カフ圧データを取込む機能、加圧ポンプ２１を０
Ｎ１０Ｆ’Ｆする機能、急速排気弁２０を０Ｎ１０ＦＦ
する機能、脈波データから脈波振幅の増加区間近似直線
を算出する機能、減少区間近似直線を算出する機能、両
近似直線の交点の時間座標を抽出する機能、この時間座
標とカフ圧データとから平均血圧ＭＡＰを決定する機能
等を備えている。
また、決定された血圧値、即ち最高血圧（ＳＹＳ）等は
、ＭＰＵ１５より出力され、表示器２４に表示され、ま
た報知音は、ＭＰＵ１５からの指令により、ブザー２５
より出力されるようになっている。
、ＭＰＵ１５より出力され、表示器２４に表示され、ま
た報知音は、ＭＰＵ１５からの指令により、ブザー２５
より出力されるようになっている。
〈全体フロー〉
次に、上記指用電子血圧計の全体的な概略動作を、第３
図に示すフロー図を参照して説明する。
図に示すフロー図を参照して説明する。
ＭＰｔＪ１５に付設される電源スィッチ（図示せず）が
オンされると、動作がスタートし、システム回路の初期
化がなされる〔ステップＳＴ（以下ＳＴと略する）１〕
。次に、被測定者の指がカフ１１に挿着され、やはりＭ
ＰＵ１５に付設されるスタートスイッチがオンされるま
で待機する（ＳＴ２）。スタートスイッチがオンされる
と、加圧ポンプ２１がオンされ、カフ１１が加圧設定値
まで加圧される（ＳＴ３）。加圧設定値まで加圧される
と、続いて加圧ポンプ２１をオフし、微速排気弁１９に
より微速排気を開始する（ＳＴ４）。
オンされると、動作がスタートし、システム回路の初期
化がなされる〔ステップＳＴ（以下ＳＴと略する）１〕
。次に、被測定者の指がカフ１１に挿着され、やはりＭ
ＰＵ１５に付設されるスタートスイッチがオンされるま
で待機する（ＳＴ２）。スタートスイッチがオンされる
と、加圧ポンプ２１がオンされ、カフ１１が加圧設定値
まで加圧される（ＳＴ３）。加圧設定値まで加圧される
と、続いて加圧ポンプ２１をオフし、微速排気弁１９に
より微速排気を開始する（ＳＴ４）。
微速排気が進行する間、カフ圧は徐々に下降し、応じて
閉塞されていた血液が流れ始め、脈波信号も脈波センサ
１２で検出される。この脈波信号より、１拍毎の脈波振
幅がＭＰＵ１５で算出される。
閉塞されていた血液が流れ始め、脈波信号も脈波センサ
１２で検出される。この脈波信号より、１拍毎の脈波振
幅がＭＰＵ１５で算出される。
そして、脈波ｉに対応する時間ｔｉの脈波振幅ａｉとカ
フ圧ｐｉをＭＰＵ１５の内蔵メモリに記憶する（ＳＴ５
）。脈波振幅が０となるまで、上記処理が継続されると
、時間列に対し、第８図あるいは第９図に示す如きカフ
圧直線及び脈波振幅列が得られるので、これらのデータ
より血圧値を決定しく５Ｔ６）、求めた血圧値を表示器
２４に表示しく５Ｔ７）、測定を終了する。
フ圧ｐｉをＭＰＵ１５の内蔵メモリに記憶する（ＳＴ５
）。脈波振幅が０となるまで、上記処理が継続されると
、時間列に対し、第８図あるいは第９図に示す如きカフ
圧直線及び脈波振幅列が得られるので、これらのデータ
より血圧値を決定しく５Ｔ６）、求めた血圧値を表示器
２４に表示しく５Ｔ７）、測定を終了する。
く平均血圧の決定〉
この実施例血圧計では、平均血圧値の決定手法に特徴を
有するので、これにつき、第４図を参照してさらに説明
する。
有するので、これにつき、第４図を参照してさらに説明
する。
動作が血圧値計算ルーチン（第３図の５Ｔ６）に入ると
、脈波振幅データから増加区間直線１１の近似計算を行
い（ＳＴ４１）、同様に、減少区間直線１２の近似計算
を行う（ＳＴ４２）。これら各近似計算の詳細は、後述
する。次に、算出した増加区間直線ｐｌと減少区間直線
７！２の交点を求め、その時間座標値をｔ ＭＡＰとす
る（ＳＴ４３）。
、脈波振幅データから増加区間直線１１の近似計算を行
い（ＳＴ４１）、同様に、減少区間直線１２の近似計算
を行う（ＳＴ４２）。これら各近似計算の詳細は、後述
する。次に、算出した増加区間直線ｐｌと減少区間直線
７！２の交点を求め、その時間座標値をｔ ＭＡＰとす
る（ＳＴ４３）。
そして、この時間座標値ｔ ＭＡＰに対応するカフ圧を
平均血圧ＭＡＰと決定する（ＳＴ４４）。
平均血圧ＭＡＰと決定する（ＳＴ４４）。
このようにして平均血圧値を決定すれば、第８図、第９
図に示すように、通常人の場合も、また台形状の脈波振
幅包路線も持つ人も、増加区間直線Ｘ、と減少区間直線
β２の交点の時間座標が略同じとなり、通常人はもちろ
ん台形状の包絡綿を持つ人でも、略正しい平均血圧値を
得ることができる。
図に示すように、通常人の場合も、また台形状の脈波振
幅包路線も持つ人も、増加区間直線Ｘ、と減少区間直線
β２の交点の時間座標が略同じとなり、通常人はもちろ
ん台形状の包絡綿を持つ人でも、略正しい平均血圧値を
得ることができる。
く増加区間直線近似計算〉
次に、増加区間直線の近似計算の詳細を、第５図及び第
６図のフロー図を参照して説明する。
６図のフロー図を参照して説明する。
動作が５Ｔ４１の増加区間直線ｌ、の近似計算ルーチン
に入ると、先ず脈波カウンタｉを１としく５Ｔ５０）、
検出した脈波振幅ａｉがそれまでの脈波振幅最小値ａ
ｍｉｎより大きいか否か判定する（ＳＴ５１）。今回の
脈波振幅ａｔの方が大きい場合には、ｉもｉｓとして記
憶するとともに、ａｉを脈波振幅最大値ａ ｍａｘとし
て記憶する（ＳＴ５．２）、次に、ａｉ＜ａｍａｘであ
るか否か判定する（ＳＴ５３）。この判定がＮｏであれ
ば、脈波振幅は、時間経過に対しまだ上昇中であり、５
Ｔ５４に移り、今回の脈波振幅ａｉを脈波振幅最大値ａ
＋ｎａｘとして記１、きシ、ｉに＋１処理を施しく５
Ｔ５５）、ｉがＮ（所定値）を越える（ＳＴ５６）まで
５Ｔ５３に戻り、５Ｔ５３〜５Ｔ５６の処理を繰返し、
脈波振幅最大値ａ ｍａｘを更新する。
に入ると、先ず脈波カウンタｉを１としく５Ｔ５０）、
検出した脈波振幅ａｉがそれまでの脈波振幅最小値ａ
ｍｉｎより大きいか否か判定する（ＳＴ５１）。今回の
脈波振幅ａｔの方が大きい場合には、ｉもｉｓとして記
憶するとともに、ａｉを脈波振幅最大値ａ ｍａｘとし
て記憶する（ＳＴ５．２）、次に、ａｉ＜ａｍａｘであ
るか否か判定する（ＳＴ５３）。この判定がＮｏであれ
ば、脈波振幅は、時間経過に対しまだ上昇中であり、５
Ｔ５４に移り、今回の脈波振幅ａｉを脈波振幅最大値ａ
＋ｎａｘとして記１、きシ、ｉに＋１処理を施しく５
Ｔ５５）、ｉがＮ（所定値）を越える（ＳＴ５６）まで
５Ｔ５３に戻り、５Ｔ５３〜５Ｔ５６の処理を繰返し、
脈波振幅最大値ａ ｍａｘを更新する。
５Ｔ５３〜５Ｔ５６の処理を繰返す過程で、ａｉ＜ ａ
ｍａｘがＹＥＳとなると、つまり脈波振幅値が上昇か
ら下降に転じると、この場合のｉをｉｅとして記憶する
（ＳＴ５７）。ｉｓ→ｉｅの間は脈波振幅の増加区間で
あり、ここで直線近似計算を行い（ＳＴ５Ｂ）、リター
ンする。この直線近似計算は、例えば最小二乗法を使用
して行うが、詳細は後述する。
ｍａｘがＹＥＳとなると、つまり脈波振幅値が上昇か
ら下降に転じると、この場合のｉをｉｅとして記憶する
（ＳＴ５７）。ｉｓ→ｉｅの間は脈波振幅の増加区間で
あり、ここで直線近似計算を行い（ＳＴ５Ｂ）、リター
ンする。この直線近似計算は、例えば最小二乗法を使用
して行うが、詳細は後述する。
ａｉ＜ａｍａｘでない状態が続き、５Ｔ５３〜５Ｔ５６
の処理が繰返され、ｉがＮを越えてもなおａｉ＜ａｍａ
ｘでない状態、つまり脈波振幅ａｉが上昇し続けること
は異常であり、この場合は５Ｔ５６の判定がＹＥＳとな
り、エラー処理される。
の処理が繰返され、ｉがＮを越えてもなおａｉ＜ａｍａ
ｘでない状態、つまり脈波振幅ａｉが上昇し続けること
は異常であり、この場合は５Ｔ５６の判定がＹＥＳとな
り、エラー処理される。
また、５Ｔ５１で“ａｉ＞ａｍｉｎか”の判定がＮＯの
場合、つまり脈波振幅値ａ＋が検出されず、上昇しない
場合には、ｉに＋１処理を施しく５Ｔ５９）、ｉ＝Ｎ＋
１となる（ＳＴ６０）まで、５Ｔ５１．５Ｔ５９．５Ｔ
６０の処理を繰返し、ｉ＝Ｎ＋１となるまと、エラー処
理する。５Ｔ６０で、ｉ ＝Ｎ＋１となる以前に５Ｔ５
１で“ａｔ＞ａ ｍｉｎか”の判定がＹＥＳとなると、
上述したように、５Ｔ５２以隆５Ｔ５８までの処理を実
行ずまことになる。
場合、つまり脈波振幅値ａ＋が検出されず、上昇しない
場合には、ｉに＋１処理を施しく５Ｔ５９）、ｉ＝Ｎ＋
１となる（ＳＴ６０）まで、５Ｔ５１．５Ｔ５９．５Ｔ
６０の処理を繰返し、ｉ＝Ｎ＋１となるまと、エラー処
理する。５Ｔ６０で、ｉ ＝Ｎ＋１となる以前に５Ｔ５
１で“ａｔ＞ａ ｍｉｎか”の判定がＹＥＳとなると、
上述したように、５Ｔ５２以隆５Ｔ５８までの処理を実
行ずまことになる。
５Ｔ５８の直線近似計算は、第６図に示すように、先ず
５Ｔ６１でＳＴ、ＳＡ、５ＴＴＸＳＴＡをＯとし、カウ
ンタｉをｉｓとする。これにより、近似計算の初期設定
を行っている。ここでＳＴは時間ｔｉの累算値を、ＳＡ
は脈波振幅値ａｔの累算値を、ＳＴＴは時間ｔｉの二乗
の累算値を、ＳＴＡは脈波振幅値ａｉの二乗の累算値を
、それぞれ示しており、それぞれＭＰＵ１５のメモリの
対応する記憶領域に記１．ａされる。
５Ｔ６１でＳＴ、ＳＡ、５ＴＴＸＳＴＡをＯとし、カウ
ンタｉをｉｓとする。これにより、近似計算の初期設定
を行っている。ここでＳＴは時間ｔｉの累算値を、ＳＡ
は脈波振幅値ａｔの累算値を、ＳＴＴは時間ｔｉの二乗
の累算値を、ＳＴＡは脈波振幅値ａｉの二乗の累算値を
、それぞれ示しており、それぞれＭＰＵ１５のメモリの
対応する記憶領域に記１．ａされる。
初期化を行った後、続いてｉを＋１ずつ前進させながら
、５Ｔ＝ＳＴ＋ｔ ｉ、ＳＡ←ＳＡ＋ａ ｉ。
、５Ｔ＝ＳＴ＋ｔ ｉ、ＳＡ←ＳＡ＋ａ ｉ。
ＳＴＴ←ＳＴＴ＋ ｔ ｉ ２ 、５ＴＡ＝Ｓ ＴＡ
＋ ａ ｉ ２を累算してゆ＜ （ＳＴ６２）。
＋ ａ ｉ ２を累算してゆ＜ （ＳＴ６２）。
この累算処理をｉ−ｉ ｅ＋ｌとなるまで繰返す。ｉｅ
は脈波振幅ａｉが下降に転したｉであるから、１＝ｉｅ
＋１となると（ＳＴ６３）、累算処理を終了し、次式よ
りｂを求める（ＳＴ６４）。
は脈波振幅ａｉが下降に転したｉであるから、１＝ｉｅ
＋１となると（ＳＴ６３）、累算処理を終了し、次式よ
りｂを求める（ＳＴ６４）。
Ｎ＊５ＴＴ−８Ｔ２
このｂより、さらに次式〇を得る（ＳＴ６５）。
この式より、脈波振幅ａは
ａ＝ｃ −ｔ＋ｂ
で表され（ＳＴ６６）、脈波振幅の増加区間直線β１が
得られる。
得られる。
く減少区間直線近似計算〉
減少区間直線１２を近（ＩＪ計算する場合も、基本的に
は、増加区間直線７！２の近似計算と同様の処理が行わ
れる。
は、増加区間直線７！２の近似計算と同様の処理が行わ
れる。
動作が５Ｔ４２（第４図参照）の減少区間直線の近似計
算ルーチンに入ると、先ず、脈波カランりｉをＮとする
（ＳＴ７０）。そして以後は、ｉを１ずつ減じながら、
増加区間と同様の処理を行えばよい。すなわち、今回の
脈波振幅ａ＋（最初はａＮ）と脈波振幅の最小値ａｍｉ
ｎ （最初は０）の大小関係を比較する（ＳＴ７１）
。今回の脈波振幅ａｉの方が大きい場合には、ｉをｉｓ
として記憶する（ＳＴ７２）、次に、ａｉ＜ａｍａｘで
あるか否か判定する（ＳＴ、７３）。この判定がＮ。
算ルーチンに入ると、先ず、脈波カランりｉをＮとする
（ＳＴ７０）。そして以後は、ｉを１ずつ減じながら、
増加区間と同様の処理を行えばよい。すなわち、今回の
脈波振幅ａ＋（最初はａＮ）と脈波振幅の最小値ａｍｉ
ｎ （最初は０）の大小関係を比較する（ＳＴ７１）
。今回の脈波振幅ａｉの方が大きい場合には、ｉをｉｓ
として記憶する（ＳＴ７２）、次に、ａｉ＜ａｍａｘで
あるか否か判定する（ＳＴ、７３）。この判定がＮ。
であれば、脈波振幅は、逆時間過程で見て、まだ上昇中
であり、５Ｔ７４に移り、今回の脈波振幅ａｉを脈波振
幅最大値ａ ｍａＸとして記憶し、ｉに一１処理を施し
く５Ｔ７５）、ｉが１となるまで（ＳＴ７６） 、ＳＴ
７３に戻り、５Ｔ７３〜５Ｔ７６の処理を繰返し、脈波
振幅最大値ａ ｍａＸを更新する。
であり、５Ｔ７４に移り、今回の脈波振幅ａｉを脈波振
幅最大値ａ ｍａＸとして記憶し、ｉに一１処理を施し
く５Ｔ７５）、ｉが１となるまで（ＳＴ７６） 、ＳＴ
７３に戻り、５Ｔ７３〜５Ｔ７６の処理を繰返し、脈波
振幅最大値ａ ｍａＸを更新する。
５Ｔ７３〜５Ｔ７６の処理を繰返す過程で、ａｉ ＜
ａ ｍａｙがＹＥＳとなると、つまり脈波振幅が上昇か
ら下降に転じると、この場合のｉをｉｅとして記憶しく
５Ｔ７７）、’ここで直線近似計算を行い（ＳＴ７Ｂ）
、リターンする。この直線近似計算は、第６図に示す最
小二乗法を実行するとよい。この場合、増加区間直線が
得られるが、時間系列を逆にとっているので、時間系列
を順方向に戻せば、減少区間直線が得られたことになる
。
ａ ｍａｙがＹＥＳとなると、つまり脈波振幅が上昇か
ら下降に転じると、この場合のｉをｉｅとして記憶しく
５Ｔ７７）、’ここで直線近似計算を行い（ＳＴ７Ｂ）
、リターンする。この直線近似計算は、第６図に示す最
小二乗法を実行するとよい。この場合、増加区間直線が
得られるが、時間系列を逆にとっているので、時間系列
を順方向に戻せば、減少区間直線が得られたことになる
。
なお、上記実施例は、指用電子血圧計について説明した
が、この発明は、脈波振幅により血圧を決定する、いわ
ゆム振動法採用の腕弐の電子血圧計にも適用できる。
が、この発明は、脈波振幅により血圧を決定する、いわ
ゆム振動法採用の腕弐の電子血圧計にも適用できる。
（へ）発明の効果
この発明の電子血圧計によれば、脈波振幅の増加区間直
線と減少区間直線を算出し、その交点の時間座標に対応
するカフ圧を平均血圧と決定するものであるから、脈波
振幅の包路線が台形状となる場合でも、その影響を受け
ることなく、通常人と変わらない平均血圧を決定するこ
とが出来、正確な血圧測定を行うことができる。
線と減少区間直線を算出し、その交点の時間座標に対応
するカフ圧を平均血圧と決定するものであるから、脈波
振幅の包路線が台形状となる場合でも、その影響を受け
ることなく、通常人と変わらない平均血圧を決定するこ
とが出来、正確な血圧測定を行うことができる。
第１図は、この発明の概略構成を示す図、第２図は、こ
の発明が実施される指用電子血圧計のブロック図、第３
図は、同権用電子血圧計の全体フローを示す図、第４図
は、同全体フローの血圧値決定ルーチンの平均血圧決定
処理を具体的に示したフロー図、第５図は、同具体フロ
ー図の増加区間直線近似計算を詳細に示したフロー図、
第６図は、同増加区間直線の近似計算の近似計算ルーチ
ンのみをさらに詳ｌ１１１に示したフロー図、第７図は
、に第４図のフロー図の減少区間直線の近似計算を詳細
に示したフロー図、第８図、第９図は、この発明の電子
血圧旧の平均血圧決定手法を説明するこめのカフ圧・脈
波振幅特性、第１０図、第１１図は、従来の平均血圧決
定手法の問題点を説明するためのカフ圧・脈波振幅特性
である。 １：カフ、 ２：圧力系、 ３：カフ圧センサ、４：脈波振幅検出手段、５：血圧決
定手段、 ６：増加区間直線算出手段、 ７：減少区間直線算出手段、 ８：時間座標抽出手段、 ９：平均血圧決定手段。 第５図 第６図 ７９−ト Ｓｒ６１ Ｔ −Ｏ Ａ −０ ５ＴＴ −０ ５ＴＡ −Ｏ ｌ ← ／Ｓ Ｓｒ６２ ＳＴ←ＳＴ＋ｔｉ Ｓ Ａ ４−５ Ａ＋ａｉ ＳＴＴ−ａ−５ＴＴ ＋ ｔ １２ ＳＴＡ４−５ＴＡ千ａ１２ １−１＋１ Ｓｒ６３ Ｎ。 ／−ＪＯ＋１ Ｓｒ６４ Ｎ ＊ ５ＴＡ−５Ｔ＊ ５Ａ ｂ−□ Ｎ ＊ ５ＴＴ−Ｓｒ１ Ｓｒ６５ ゜−兆−ｂｉＬ Ｎ Ｓｒ６６ １’ｎ＝八ナエム Ｆ 。 双 亭 千才
の発明が実施される指用電子血圧計のブロック図、第３
図は、同権用電子血圧計の全体フローを示す図、第４図
は、同全体フローの血圧値決定ルーチンの平均血圧決定
処理を具体的に示したフロー図、第５図は、同具体フロ
ー図の増加区間直線近似計算を詳細に示したフロー図、
第６図は、同増加区間直線の近似計算の近似計算ルーチ
ンのみをさらに詳ｌ１１１に示したフロー図、第７図は
、に第４図のフロー図の減少区間直線の近似計算を詳細
に示したフロー図、第８図、第９図は、この発明の電子
血圧旧の平均血圧決定手法を説明するこめのカフ圧・脈
波振幅特性、第１０図、第１１図は、従来の平均血圧決
定手法の問題点を説明するためのカフ圧・脈波振幅特性
である。 １：カフ、 ２：圧力系、 ３：カフ圧センサ、４：脈波振幅検出手段、５：血圧決
定手段、 ６：増加区間直線算出手段、 ７：減少区間直線算出手段、 ８：時間座標抽出手段、 ９：平均血圧決定手段。 第５図 第６図 ７９−ト Ｓｒ６１ Ｔ −Ｏ Ａ −０ ５ＴＴ −０ ５ＴＡ −Ｏ ｌ ← ／Ｓ Ｓｒ６２ ＳＴ←ＳＴ＋ｔｉ Ｓ Ａ ４−５ Ａ＋ａｉ ＳＴＴ−ａ−５ＴＴ ＋ ｔ １２ ＳＴＡ４−５ＴＡ千ａ１２ １−１＋１ Ｓｒ６３ Ｎ。 ／−ＪＯ＋１ Ｓｒ６４ Ｎ ＊ ５ＴＡ−５Ｔ＊ ５Ａ ｂ−□ Ｎ ＊ ５ＴＴ−Ｓｒ１ Ｓｒ６５ ゜−兆−ｂｉＬ Ｎ Ｓｒ６６ １’ｎ＝八ナエム Ｆ 。 双 亭 千才
Claims (1)
- （１）被測定体の動脈を圧迫するカフと、このカフ内を
加圧あるいは減圧する圧力系と、カフの圧力を検出する
カフ圧センサと、前記カフの圧力変化過程での脈波振幅
を検出する脈波振幅検出手段と、前記カフ圧センサ及び
脈波振幅検出手段からのカフ圧と脈波振幅とにより血圧
値を決定する血圧決定手段とを含む電子血圧計において
、 前記血圧決定手段は、前記脈波振幅の増加区間直線を求
める増加区間直線算出手段と、前記脈波振幅の減少区間
直線を求める減少区間直線算出手段と、前記増加区間直
線と減少区間直線の交叉する時間座標を抽出する時間座
標抽出手段と、抽出された時間座標に対応するカフ圧値
を平均血圧値とする平均血圧決定手段とを含むことを特
徴とする電子血圧計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60095815A JPS61253040A (ja) | 1985-05-02 | 1985-05-02 | 電子血圧計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60095815A JPS61253040A (ja) | 1985-05-02 | 1985-05-02 | 電子血圧計 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61253040A true JPS61253040A (ja) | 1986-11-10 |
Family
ID=14147917
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60095815A Pending JPS61253040A (ja) | 1985-05-02 | 1985-05-02 | 電子血圧計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61253040A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2003082100A1 (fr) * | 2002-03-28 | 2003-10-09 | Omron Corporation | Sphygmomanometre electronique et methode de mesure de pression sanguine de sphygmomanometre electronique |
-
1985
- 1985-05-02 JP JP60095815A patent/JPS61253040A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2003082100A1 (fr) * | 2002-03-28 | 2003-10-09 | Omron Corporation | Sphygmomanometre electronique et methode de mesure de pression sanguine de sphygmomanometre electronique |
| US7029448B2 (en) | 2002-03-28 | 2006-04-18 | Omron Corporation | Electronic hemomanometer and blood pressure measuring method of electronic hemomanometer |
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