JPH0375037A - 血圧測定方法 - Google Patents
血圧測定方法Info
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- JPH0375037A JPH0375037A JP1212598A JP21259889A JPH0375037A JP H0375037 A JPH0375037 A JP H0375037A JP 1212598 A JP1212598 A JP 1212598A JP 21259889 A JP21259889 A JP 21259889A JP H0375037 A JPH0375037 A JP H0375037A
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Landscapes
- 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】
〔産業上の利用分野〕
本発明は血圧測定方法に関する。
従来の容積振動法による血圧測定では、カフ圧と血管内
圧とが等しく戒ったときの振動波形を基準とすると同時
に、それの校正のために求めたオシロメトリック法で求
めた血圧値をも基準とし、振動波形から最高血圧、平均
血圧及び最低血圧を自動的に測定するようにしていた。
圧とが等しく戒ったときの振動波形を基準とすると同時
に、それの校正のために求めたオシロメトリック法で求
めた血圧値をも基準とし、振動波形から最高血圧、平均
血圧及び最低血圧を自動的に測定するようにしていた。
かかる従来の容積振動法による血圧測定は、被検者の血
管の弾性の変化が、測定された血圧の値に影響を及ぼす
ため、その値をその血管の弾性の変化に応じて補正する
必要があった。
管の弾性の変化が、測定された血圧の値に影響を及ぼす
ため、その値をその血管の弾性の変化に応じて補正する
必要があった。
かかる点に鑑み、本発明は被検者の血管の弾性の変化の
影響を受けずして、最高血圧及び最低血圧を正確に測定
することのできる血圧測定方法を提案しようとするもの
である。
影響を受けずして、最高血圧及び最低血圧を正確に測定
することのできる血圧測定方法を提案しようとするもの
である。
〔課題を解決するための手段及び作用〕本発明は、被検
体に光を照射してその透過光量を検出すると共に、被検
体に加えたカフ圧を検出する検出手段（７）を備える。
体に光を照射してその透過光量を検出すると共に、被検
体に加えたカフ圧を検出する検出手段（７）を備える。
そして、カフ圧を所定最高値から下降させ、それに応じ
て検出された透過光量信号から分離した容積脈波信号の
各脈波の時間幅 ｔｉを測定し、その測定された脈波の
時間幅ｔｉを、カフ圧が０のときの脈波の時間幅Ｔで除
した値ｔｉ／Ｔを算出し、その値ｔｔ／Ｔが、最小に戒
ったことを検出して、そのときのカフ圧を最高血圧とす
ると共に、値ｔｔ／Ｔがｌに成ったことを検出して、そ
のときのカフ圧を最低血圧とするようにしたものである
。
て検出された透過光量信号から分離した容積脈波信号の
各脈波の時間幅 ｔｉを測定し、その測定された脈波の
時間幅ｔｉを、カフ圧が０のときの脈波の時間幅Ｔで除
した値ｔｉ／Ｔを算出し、その値ｔｔ／Ｔが、最小に戒
ったことを検出して、そのときのカフ圧を最高血圧とす
ると共に、値ｔｔ／Ｔがｌに成ったことを検出して、そ
のときのカフ圧を最低血圧とするようにしたものである
。
以下に、第１図を参照して、本発明の実施例を詳細に説
明しよう。
明しよう。
（７）は複合検出器を示し、これはレーザダイオード（
２）及びフォトセンサ（６）を備え、これらレーザダイ
オード（２）及びフォトセンサ（６）の間に、人間の手
の指（８）が介在せしめられる。又、この指（８）は、
光透過性の弾性薄膜（４〉及び圧迫用カフ（５）の間に
挟持される。（１）は駆動回路で、これよりの駆動電圧
が、レーザダイオード（２）に供給されて、これが発光
せしめられる。このレーザダイオード（２）からのレー
ザビームは、オプティカルファイバ（３）の一端に入射
せしめられると共に、その他端から出射し、弾性薄膜（
３）を通じて、指（８）に入射せしめられ、その透過光
がフォトセンサ（６）に入射せしめられる。
２）及びフォトセンサ（６）を備え、これらレーザダイ
オード（２）及びフォトセンサ（６）の間に、人間の手
の指（８）が介在せしめられる。又、この指（８）は、
光透過性の弾性薄膜（４〉及び圧迫用カフ（５）の間に
挟持される。（１）は駆動回路で、これよりの駆動電圧
が、レーザダイオード（２）に供給されて、これが発光
せしめられる。このレーザダイオード（２）からのレー
ザビームは、オプティカルファイバ（３）の一端に入射
せしめられると共に、その他端から出射し、弾性薄膜（
３）を通じて、指（８）に入射せしめられ、その透過光
がフォトセンサ（６）に入射せしめられる。
（９）はエアポンプで、これよりの空気がカフ圧コント
ローラ（１０）及びパイプを通じて、圧迫用カフ（５）
に供給されるように威されている。
ローラ（１０）及びパイプを通じて、圧迫用カフ（５）
に供給されるように威されている。
又、フォトセンサ（６）からの光検出信号は、例えば、
バイパスフィルタから戒る容積脈波検出回路（１１）に
供給され、これより透過光量信号（直流）に重畳された
脈波成分信号（容積脈波に比例する信号であるので、以
下、容積脈波信号と称する）が出力され、これがローパ
スフィルタ（１２）、アンプ（１８）、コンデンサ（１
９〉を順次に通じて、ゼロクロスコンパレータ（２０）
に供給される。このゼロクロスコンパレータ（２０）か
らの比較出力は、マイクロコンピュータ（１７）のＩ１
０ボートに供給される。
バイパスフィルタから戒る容積脈波検出回路（１１）に
供給され、これより透過光量信号（直流）に重畳された
脈波成分信号（容積脈波に比例する信号であるので、以
下、容積脈波信号と称する）が出力され、これがローパ
スフィルタ（１２）、アンプ（１８）、コンデンサ（１
９〉を順次に通じて、ゼロクロスコンパレータ（２０）
に供給される。このゼロクロスコンパレータ（２０）か
らの比較出力は、マイクロコンピュータ（１７）のＩ１
０ボートに供給される。
又、ローパスフィルタ（１２）の出力がマルチプレクサ
（１５）に供給される。一方、圧迫用カフ（５）のカフ
圧Ｐｃは、圧力センサ（１３）によって検出され、その
検出出力が、アンプ（１４）を通じてマルチプレクサ（
１５）に供給される。そして、このマルチプレクサ（１
５）の出力がＡ／Ｄ変換回路（１６）に供給されてデジ
タル信号に変換され、そのデジタル容積脈波信号及びデ
ジタルカフ圧信号がマイクロコンピュータ（１７）に供
給される。
（１５）に供給される。一方、圧迫用カフ（５）のカフ
圧Ｐｃは、圧力センサ（１３）によって検出され、その
検出出力が、アンプ（１４）を通じてマルチプレクサ（
１５）に供給される。そして、このマルチプレクサ（１
５）の出力がＡ／Ｄ変換回路（１６）に供給されてデジ
タル信号に変換され、そのデジタル容積脈波信号及びデ
ジタルカフ圧信号がマイクロコンピュータ（１７）に供
給される。
又、マイクロコンピュータ（１７）のＩ１０ポートから
のエアポンプ制御信号が、エアポンプ（９）に供給され
て制御される。
のエアポンプ制御信号が、エアポンプ（９）に供給され
て制御される。
さて、アンプ（１８）からの容積脈波信号（第２図Ｂ及
び第３図Ｃ参照）が、ゼロクロスコンパレータ（２０）
に供給される。そして、このゼロクロスコンパレータ（
２０）の出力（第３図Ｃ参照）が、マイクロコンピュー
タ（１７）のＩ１０ボートに供給されて、容積脈波信号
の各脈波の時間幅ｔｉ （第３図り参照）が、その立ち
上がり及び立ち下がりに対応するゼロクロス点（第３図
Ｃ参照）間の時間を測定することによって検出されると
共に、その時間ｔｉが、カフ圧Ｐｃがゼロのときの容積
脈波信号の脈波の時間幅Ｔによって割算される。
び第３図Ｃ参照）が、ゼロクロスコンパレータ（２０）
に供給される。そして、このゼロクロスコンパレータ（
２０）の出力（第３図Ｃ参照）が、マイクロコンピュー
タ（１７）のＩ１０ボートに供給されて、容積脈波信号
の各脈波の時間幅ｔｉ （第３図り参照）が、その立ち
上がり及び立ち下がりに対応するゼロクロス点（第３図
Ｃ参照）間の時間を測定することによって検出されると
共に、その時間ｔｉが、カフ圧Ｐｃがゼロのときの容積
脈波信号の脈波の時間幅Ｔによって割算される。
次に、第２図のフローチャート及び第３図〜第５図を参
照してく第１図の血圧測定装置のマイクロコンピュータ
（１７）による演算及び処理について説明する。尚、第
３図Ａはカフ圧Ｐｃを示し、同図Ｂは容積脈波信号を示
し、同図Ｃは値ｔ；／Ｔに対するカフ圧Ｐｃの関係をプ
ロットしたものである。第４図Ａは容積脈波信号を示し
、同図Ｂはゼロクロスコンパレータの出力を示し、同図
Ｃはゼロクロス点を示し、同図りは容積脈波信号の脈波
の時間幅を示す。又、第５図は容積脈波信号の振幅と血
圧との関係を示す図である。
照してく第１図の血圧測定装置のマイクロコンピュータ
（１７）による演算及び処理について説明する。尚、第
３図Ａはカフ圧Ｐｃを示し、同図Ｂは容積脈波信号を示
し、同図Ｃは値ｔ；／Ｔに対するカフ圧Ｐｃの関係をプ
ロットしたものである。第４図Ａは容積脈波信号を示し
、同図Ｂはゼロクロスコンパレータの出力を示し、同図
Ｃはゼロクロス点を示し、同図りは容積脈波信号の脈波
の時間幅を示す。又、第５図は容積脈波信号の振幅と血
圧との関係を示す図である。
マイクロコンピュータ（１７）から、カフ圧Ｐｃを最低
値（例えば、ＯｍｍＨｇ）から最高値（例えば、１８０
ｍｍＨｇ）に向かって上昇させる制御信号を発生して、
エアポンプ（９）に供給する（ステップ５Ｔ−１）。
値（例えば、ＯｍｍＨｇ）から最高値（例えば、１８０
ｍｍＨｇ）に向かって上昇させる制御信号を発生して、
エアポンプ（９）に供給する（ステップ５Ｔ−１）。
容積脈波信号の振幅が略Ｏに戒ったら（このときのカフ
圧は最高値より多少低い値である〉 （ステップ５Ｔ−
２） 、マイクロコンピュータ（１７）カら、カフ圧Ｐ
ｃを、第３図Ａ及び第５図の矢印ａに示す如く、最高値
から（１８０ｍｍＨｇ）から最低値（ＯｍｍＨｇ）に向
かって下降させる制御信号を発生して（ステップ５Ｔ−
３） 、エアポンプ（９）に供給する。
圧は最高値より多少低い値である〉 （ステップ５Ｔ−
２） 、マイクロコンピュータ（１７）カら、カフ圧Ｐ
ｃを、第３図Ａ及び第５図の矢印ａに示す如く、最高値
から（１８０ｍｍＨｇ）から最低値（ＯｍｍＨｇ）に向
かって下降させる制御信号を発生して（ステップ５Ｔ−
３） 、エアポンプ（９）に供給する。
マイクロコンピュータ（１７）によって算出されたｔｉ
／Ｔが最小に成ったら（ステップ５Ｔ−４）、そのとき
のカフ圧Ｐｃを最高血圧Ｐｃ５（第３図Ａ１ＢＳＣ参照
）とする（ステップ５Ｔ−５）。
／Ｔが最小に成ったら（ステップ５Ｔ−４）、そのとき
のカフ圧Ｐｃを最高血圧Ｐｃ５（第３図Ａ１ＢＳＣ参照
）とする（ステップ５Ｔ−５）。
ｔｉ／Ｔが１に最接近したら（ステップ５Ｔ−６）、そ
のときのカフ圧Ｐｃを最低血圧Ｐｃｄ（第３図Ａ、Ｂ、
Ｃ参照）とする（ステップ５Ｔ−７）。
のときのカフ圧Ｐｃを最低血圧Ｐｃｄ（第３図Ａ、Ｂ、
Ｃ参照）とする（ステップ５Ｔ−７）。
容積風波信号の振幅が略Ｏより大きく戊ったら（第３図
Ｂ、Ｃ及び第５図参照のＳ参照）（ステップ５Ｔ−８）
、そのときのカフ圧Ｐｃを最高血圧Ｐｃｓとする（第
５図参照）（ステップ５Ｔ−９）。
Ｂ、Ｃ及び第５図参照のＳ参照）（ステップ５Ｔ−８）
、そのときのカフ圧Ｐｃを最高血圧Ｐｃｓとする（第
５図参照）（ステップ５Ｔ−９）。
容積脈波信号の振幅が最大に戒ったら（第３図ＢＳＣ及
び第５図参照のＭ参照）（ステップ５Ｔ−１０）、その
ときのカフ圧Ｐｃを平均血圧Ｐｃａ＋とする（第５図参
照）（ステップ５Ｔ−１１）。
び第５図参照のＭ参照）（ステップ５Ｔ−１０）、その
ときのカフ圧Ｐｃを平均血圧Ｐｃａ＋とする（第５図参
照）（ステップ５Ｔ−１１）。
容積脈波信号の振幅がその後に急に低下したら（第５図
参照のＤ′参照）（ステップ５Ｔ−１２）、その寸前（
第３図Ｂ、Ｃ及び第５図参照のＤ参照）のカフ圧Ｐｃを
最低血圧Ｐｃｄとする（第５図参照）（ステップＳＴ−
１３）。
参照のＤ′参照）（ステップ５Ｔ−１２）、その寸前（
第３図Ｂ、Ｃ及び第５図参照のＤ参照）のカフ圧Ｐｃを
最低血圧Ｐｃｄとする（第５図参照）（ステップＳＴ−
１３）。
２種類の最高血圧、即ち、ステップ５Ｔ−５及びステッ
プ５Ｔ−９で得た最高血圧Ｐｃｓを比較すると共に、２
１ＭＭの最低血圧、即ち、ステップ５Ｔ−７及びステッ
プ５Ｔ−１３で得た最低血圧Ｐｃｄを比較する（ステッ
プＳＴ−１４）。
プ５Ｔ−９で得た最高血圧Ｐｃｓを比較すると共に、２
１ＭＭの最低血圧、即ち、ステップ５Ｔ−７及びステッ
プ５Ｔ−１３で得た最低血圧Ｐｃｄを比較する（ステッ
プＳＴ−１４）。
尚、平均血圧Ｐｃｍは１種類しかないので、比較は行わ
ない。
ない。
最終的な最高血圧ｐｃｓ、最低血圧Ｐｃｄ及び平均血圧
ＰＣＩｌを出力する（−ステップ５Ｔ−１５）。
ＰＣＩｌを出力する（−ステップ５Ｔ−１５）。
上述の実施例によれば、ステップ５Ｔ−５，７において
、カフ圧Ｐｃの変化に対応して変化する容積脈波信号の
各脈波の時間幅の測定によって得られた最高血圧及び最
低血圧は、被検者の血管の弾性の変化の影響を殆ど受け
ないので、従来例に比べてかなり正確と成るが、更に、
これらのステップ５Ｔ−５，７による最高血圧及び最低
血圧を、ステップ５Ｔ−９，１３において、カフ圧の変
化に対応して変化する容積脈波の振幅の測定によって得
られた最高血圧及び最低血圧と比較することにより、−
層正確と成る。
、カフ圧Ｐｃの変化に対応して変化する容積脈波信号の
各脈波の時間幅の測定によって得られた最高血圧及び最
低血圧は、被検者の血管の弾性の変化の影響を殆ど受け
ないので、従来例に比べてかなり正確と成るが、更に、
これらのステップ５Ｔ−５，７による最高血圧及び最低
血圧を、ステップ５Ｔ−９，１３において、カフ圧の変
化に対応して変化する容積脈波の振幅の測定によって得
られた最高血圧及び最低血圧と比較することにより、−
層正確と成る。
尚、平均血圧は、容積脈波の時間幅の測定によっては得
られないので、容積脈波の振幅の測定によって得ること
に戒る。
られないので、容積脈波の振幅の測定によって得ること
に戒る。
第１図は本発明の実施例を示すブロック線図、第２図は
本発明の実施例のフローチャート、第３図は動作説明図
、第４図はタイミングチャート、第５図は容積脈波及び
血圧の関係を示す曲線図である。
本発明の実施例のフローチャート、第３図は動作説明図
、第４図はタイミングチャート、第５図は容積脈波及び
血圧の関係を示す曲線図である。
（７）は検出器、（９）はエアポンプ、（１１）は容積
脈波検出回路、（工２）はローパスフィルタ、（１３）
は圧力センサ、（１７）はマイクロコンピュータ、（１
９）はコンデンサ、（２０）はゼロクロスコンパレータ
である。
脈波検出回路、（工２）はローパスフィルタ、（１３）
は圧力センサ、（１７）はマイクロコンピュータ、（１
９）はコンデンサ、（２０）はゼロクロスコンパレータ
である。
上述せる本発明によれば、カフ圧の変化に対応して変化
する容積脈波の各脈波の時間幅の測定によって、最高血
圧及び最低血圧を測定するので、被検者の血管の弾性の
変化の影響を受けずして、最高血圧及び最低血圧を正確
に測定することのできる血圧測定方法を得ることができ
る。
する容積脈波の各脈波の時間幅の測定によって、最高血
圧及び最低血圧を測定するので、被検者の血管の弾性の
変化の影響を受けずして、最高血圧及び最低血圧を正確
に測定することのできる血圧測定方法を得ることができ
る。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 被検体に光を照射してその透過光量を検出すると共に、
上記被検体に加えたカフ圧を検出する検出手段を備え、 上記カフ圧を所定最高値から下降させ、それに応じて検
出された上記透過光量信号から分離した容積脈波信号の
各脈波の時間幅ｔ＿ｉを測定し、該測定された脈波の時
間幅ｔ＿ｉを、上記カフ圧が０のときの脈波の時間幅Ｔ
で除した値ｔ＿ｉ／Ｔを算出し、 該値ｔ＿ｉ／Ｔが、最小に成ったことを検出して、その
ときのカフ圧を最高血圧とすると共に、上記値ｔ＿ｉ／
Ｔが１に成ったことを検出して、そのときのカフ圧を最
低血圧とすることを特徴とする血圧測定方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1212598A JPH0375037A (ja) | 1989-08-18 | 1989-08-18 | 血圧測定方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1212598A JPH0375037A (ja) | 1989-08-18 | 1989-08-18 | 血圧測定方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0375037A true JPH0375037A (ja) | 1991-03-29 |
Family
ID=16625347
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1212598A Pending JPH0375037A (ja) | 1989-08-18 | 1989-08-18 | 血圧測定方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0375037A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1998051025A1 (en) * | 1997-05-02 | 1998-11-12 | Seiko Epson Corporation | Polarized light communication device, transmitter, laser, polarized light communication device for organism, reflected light detector and pulse wave detector |
| RU2520152C2 (ru) * | 2008-12-26 | 2014-06-20 | Омрон Хэлткэа Ко., Лтд. | Электронный сфигмоманометр и способ измерения кровяного давления |
-
1989
- 1989-08-18 JP JP1212598A patent/JPH0375037A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6999685B1 (en) | 1997-01-31 | 2006-02-14 | Seiko Epson Corporation | Polarized light communication device, transmitter, laser, polarized light communication device for physiological use, reflected light detector and pulse wave detecting device |
| WO1998051025A1 (en) * | 1997-05-02 | 1998-11-12 | Seiko Epson Corporation | Polarized light communication device, transmitter, laser, polarized light communication device for organism, reflected light detector and pulse wave detector |
| RU2520152C2 (ru) * | 2008-12-26 | 2014-06-20 | Омрон Хэлткэа Ко., Лтд. | Электронный сфигмоманометр и способ измерения кровяного давления |
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