JPH0466573B2 - - Google Patents
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- JPH0466573B2 JPH0466573B2 JP63284688A JP28468888A JPH0466573B2 JP H0466573 B2 JPH0466573 B2 JP H0466573B2 JP 63284688 A JP63284688 A JP 63284688A JP 28468888 A JP28468888 A JP 28468888A JP H0466573 B2 JPH0466573 B2 JP H0466573B2
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Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、血圧を測定するための装置に関し、
特に最高血圧および平均血圧の測定を行ない、そ
の測定値を的確に判定できるようにした、血圧測
定装置に関する。
特に最高血圧および平均血圧の測定を行ない、そ
の測定値を的確に判定できるようにした、血圧測
定装置に関する。
従来の非観血的な血圧測定装置としては、第３
図に示すような光電式容積脈波計を用いる装置が
ある。この光電式容積脈波計を用いた血圧測定装
置では、体肢１の測定部周囲に装着された体肢圧
迫用の液圧式カフ２と、同カフ２の内側面中央部
に体肢１を挟むように設けられた光源３と受光素
子４とが用いられ、カフ２はその液圧を、プレツ
シヤーコントローラ５により変化させられるよう
になつている。そして上記液圧は圧力測定器７で
記録されるので、種々の圧力条件下での血圧脈能
に伴う体肢内の動脈血管６の体積変化が、光源３
と受光素子４とにより体肢１を透過する光量の変
化として、電気的に光電式容積脈波計８で検出さ
れるようになつている。
図に示すような光電式容積脈波計を用いる装置が
ある。この光電式容積脈波計を用いた血圧測定装
置では、体肢１の測定部周囲に装着された体肢圧
迫用の液圧式カフ２と、同カフ２の内側面中央部
に体肢１を挟むように設けられた光源３と受光素
子４とが用いられ、カフ２はその液圧を、プレツ
シヤーコントローラ５により変化させられるよう
になつている。そして上記液圧は圧力測定器７で
記録されるので、種々の圧力条件下での血圧脈能
に伴う体肢内の動脈血管６の体積変化が、光源３
と受光素子４とにより体肢１を透過する光量の変
化として、電気的に光電式容積脈波計８で検出さ
れるようになつている。
すなわち、カフ２の液圧を時間の経過とともに
順次ゆるやかに変化させながら透過光量の変化を
測定する容積振動方式によつて、その透過光量の
脈波の消失点におけるカフ２の液圧が、最高血圧
として判定され、また上記脈波の振幅の最大点
が、平均血圧として判定される。
順次ゆるやかに変化させながら透過光量の変化を
測定する容積振動方式によつて、その透過光量の
脈波の消失点におけるカフ２の液圧が、最高血圧
として判定され、また上記脈波の振幅の最大点
が、平均血圧として判定される。
さらに、現在広く用いられている別の方法とし
て体肢を圧迫して、この圧迫圧力と、血管壁の状
態と関係のあるコロトコフ（Korotokoff）音と
により、血管内圧を判定する聴診法もある。
て体肢を圧迫して、この圧迫圧力と、血管壁の状
態と関係のあるコロトコフ（Korotokoff）音と
により、血管内圧を判定する聴診法もある。
ところで、上述のような従来の光電式容積脈波
計を用いる装置では、腕や足などの比較的太い体
肢の部分では絶対透過光量が少ないため、測定部
位が指などの比較的細い部分に限定されるという
問題点があり、さらに、散乱した光によつて誤差
を生じたり、カフ２の両端に近い部分で、カフ２
による圧迫が有効でない部位を透過してきた光
や、光源以外の外部からの自然光が、測定に悪影
響を及ぼすという門題点もある。
計を用いる装置では、腕や足などの比較的太い体
肢の部分では絶対透過光量が少ないため、測定部
位が指などの比較的細い部分に限定されるという
問題点があり、さらに、散乱した光によつて誤差
を生じたり、カフ２の両端に近い部分で、カフ２
による圧迫が有効でない部位を透過してきた光
や、光源以外の外部からの自然光が、測定に悪影
響を及ぼすという門題点もある。
また、前述の従来の聴診法では、測定精度、特
に最低血圧の判定で良好でなく、被験者の測定条
件や個人差により誤差が増大するという問題点が
あり、さらに、この方法の理論的根拠であるコロ
トコフ音の成因機序が十分に解明されていないと
いう問題点もある。
に最低血圧の判定で良好でなく、被験者の測定条
件や個人差により誤差が増大するという問題点が
あり、さらに、この方法の理論的根拠であるコロ
トコフ音の成因機序が十分に解明されていないと
いう問題点もある。
本発明は、上述のような諸問題の解決をはかろ
うとするもので、体肢を透過する光量やコロトコ
フ音を測定することなく、体肢を取り囲む液量調
節式液体収容部内の電導性液体について、体肢の
容積変化に対応する液量の変化を、同液体のイン
ピーダンスまたはアドミツタンスの変化として測
定することにより、最高血圧および平均血圧を正
確かつ簡便に判定できるようにした、血圧測定装
置を提供することを目的とする。
うとするもので、体肢を透過する光量やコロトコ
フ音を測定することなく、体肢を取り囲む液量調
節式液体収容部内の電導性液体について、体肢の
容積変化に対応する液量の変化を、同液体のイン
ピーダンスまたはアドミツタンスの変化として測
定することにより、最高血圧および平均血圧を正
確かつ簡便に判定できるようにした、血圧測定装
置を提供することを目的とする。
上述の目的を達成するため、本発明の請求項１
に記載の血圧測定装置は、電気絶縁材からなる剛
性外筒と、同外筒の内方に配設された電気絶縁材
からなる可撓性内筒と、上記の剛性外筒と可撓性
内筒との間に形成された電導性液体収容用の流量
調節式液体収容部とをそなえ、上記内筒の内方が
体肢受入部を形成すると共に、上記液体収容部に
収容された上記電導性液体の液圧を検知するセン
サと、同液圧を時間の経過とともに順次ゆるやか
に変化させるためのプレツシヤーコントローラ
と、上記液体収容部の所定の長さにおける上記液
体の液量変化に伴うインピーダンスまたはアドミ
ツタンスの変化を測定するための検出電極とが設
けられ、上記プレツシヤーコントローラで上記液
圧を時間の経過とともに順次ゆるやかに大きくし
たり小さくしたりしながら上記検出電極で測定さ
れたインピーダンス脈波またはアドミツタンス脈
波の消失点または現出点における上記液圧で最高
血圧を測定するようにしたことを特徴としてい
る。
に記載の血圧測定装置は、電気絶縁材からなる剛
性外筒と、同外筒の内方に配設された電気絶縁材
からなる可撓性内筒と、上記の剛性外筒と可撓性
内筒との間に形成された電導性液体収容用の流量
調節式液体収容部とをそなえ、上記内筒の内方が
体肢受入部を形成すると共に、上記液体収容部に
収容された上記電導性液体の液圧を検知するセン
サと、同液圧を時間の経過とともに順次ゆるやか
に変化させるためのプレツシヤーコントローラ
と、上記液体収容部の所定の長さにおける上記液
体の液量変化に伴うインピーダンスまたはアドミ
ツタンスの変化を測定するための検出電極とが設
けられ、上記プレツシヤーコントローラで上記液
圧を時間の経過とともに順次ゆるやかに大きくし
たり小さくしたりしながら上記検出電極で測定さ
れたインピーダンス脈波またはアドミツタンス脈
波の消失点または現出点における上記液圧で最高
血圧を測定するようにしたことを特徴としてい
る。
また本発明の請求項２に記載の血圧測定装置
は、電気絶縁材からなる剛性外筒と、同外筒の内
方に配設された電気絶縁材からなる可撓性内筒
と、上記の剛性外筒と可撓性内筒との間に形成さ
れた電導性液体収容用の流量調節式液体収容部と
をそなえ、上記内筒の内方が体肢受入部を形成す
ると共に、上記液体収容部に収容された上記電導
性液体の液圧を検知するセンサと、同液圧を時間
の経過とともに順次ゆるやかに変化させるための
プレツシヤーコントローラと、上記液体収容部の
所定の長さにおける上記液体の液量変化に伴うイ
ンピーダンスまたはアドミツタンスの変化を測定
するための検出電極とが設けられ、上記プレツシ
ヤーコントローラで上記液圧を時間の経過ととも
に順次ゆるやかに大きくしたり小さくしたりしな
がら上記検出電極で測定されたインピーダンス脈
波またはアドミツタンス脈波の振幅の最大点にお
ける上記液圧で平均血圧を測定するようにしたこ
とを特徴としている。
は、電気絶縁材からなる剛性外筒と、同外筒の内
方に配設された電気絶縁材からなる可撓性内筒
と、上記の剛性外筒と可撓性内筒との間に形成さ
れた電導性液体収容用の流量調節式液体収容部と
をそなえ、上記内筒の内方が体肢受入部を形成す
ると共に、上記液体収容部に収容された上記電導
性液体の液圧を検知するセンサと、同液圧を時間
の経過とともに順次ゆるやかに変化させるための
プレツシヤーコントローラと、上記液体収容部の
所定の長さにおける上記液体の液量変化に伴うイ
ンピーダンスまたはアドミツタンスの変化を測定
するための検出電極とが設けられ、上記プレツシ
ヤーコントローラで上記液圧を時間の経過ととも
に順次ゆるやかに大きくしたり小さくしたりしな
がら上記検出電極で測定されたインピーダンス脈
波またはアドミツタンス脈波の振幅の最大点にお
ける上記液圧で平均血圧を測定するようにしたこ
とを特徴としている。
上述の本発明の血圧測定装置では、可撓性内筒
の内方における体肢受入部に体肢を挿入してか
ら、外筒と内筒との間の液体収容部における液圧
を時間の経過とともに順次ゆるやかに大きくする
か、または小さくするように変化させる操作が行
なわれる。
の内方における体肢受入部に体肢を挿入してか
ら、外筒と内筒との間の液体収容部における液圧
を時間の経過とともに順次ゆるやかに大きくする
か、または小さくするように変化させる操作が行
なわれる。
そして、上記操作を行ないながら上記液体収容
部の所定の長さの範囲における液体の体肢容積変
化に対応した液量変化に伴うインピーダンス脈波
またはアドミツタンス脈波の測定が行なわれる。
部の所定の長さの範囲における液体の体肢容積変
化に対応した液量変化に伴うインピーダンス脈波
またはアドミツタンス脈波の測定が行なわれる。
このような測定の結果に基づき、上記インピー
ダンス脈波またはアドミツタンス脈波の消失点ま
たは現出点における上記液圧を最高血圧とする判
定が行なわれる。
ダンス脈波またはアドミツタンス脈波の消失点ま
たは現出点における上記液圧を最高血圧とする判
定が行なわれる。
また、上記インピーダンス脈波またはアドミツ
タンス脈波の最大振幅点における上記液圧を平均
血圧とする判定が行なわれる。
タンス脈波の最大振幅点における上記液圧を平均
血圧とする判定が行なわれる。
以下、図面により本発明の一実施例としての血
圧測定装置について説明すると、第１図は模式的
縦断面図、第２図ａは上記装置における液体収容
部の液圧の経時変化を記録したグラフ、第２図ｂ
は上記液体収容部における電解液についてのイン
ピーダンス脈波の経時変化を記録したグラフであ
る。
圧測定装置について説明すると、第１図は模式的
縦断面図、第２図ａは上記装置における液体収容
部の液圧の経時変化を記録したグラフ、第２図ｂ
は上記液体収容部における電解液についてのイン
ピーダンス脈波の経時変化を記録したグラフであ
る。
第１図に示すように、ベース部材１０上に剛性
外筒１１が設置されるとともに、同外筒１１の内
方に可撓性内筒１２が配設されて、同内筒１２の
両端のフランジ状端部１２ａ，１２ｂの周縁は、
外筒１１の端部内面に液密に取付けられている。
外筒１１が設置されるとともに、同外筒１１の内
方に可撓性内筒１２が配設されて、同内筒１２の
両端のフランジ状端部１２ａ，１２ｂの周縁は、
外筒１１の端部内面に液密に取付けられている。
このようにして、外筒１１と内筒１２との間
に、液量調節式液体収容部１３が形成され、同液
体収容部１３は、電解液タンク１４に連通されて
いる。すなわち、液体収容部１３内には、電導性
の液体としての電解液Ｗが供給されるようになつ
ており、この電解液としては、生理食塩水また
は、これより低濃度の食塩水などが用いられる。
に、液量調節式液体収容部１３が形成され、同液
体収容部１３は、電解液タンク１４に連通されて
いる。すなわち、液体収容部１３内には、電導性
の液体としての電解液Ｗが供給されるようになつ
ており、この電解液としては、生理食塩水また
は、これより低濃度の食塩水などが用いられる。
また、電解液タンク１４の気相部にはプレツシ
ヤーコントローラ１５が接続されており、液体収
容部１３内の液圧を検知するセンサー１６からの
検知信号に応じてプレツシヤーコントローラ１５
から電解液タンク１４内へ作動圧が供給されるこ
とにより、上記液圧を所定値に保つ制御が行なわ
れるようになつている。すなわち、電解液タンク
１４とプレツシヤーコントローラ１５およびセン
サー１６とにより液圧調節手段が構成される。
ヤーコントローラ１５が接続されており、液体収
容部１３内の液圧を検知するセンサー１６からの
検知信号に応じてプレツシヤーコントローラ１５
から電解液タンク１４内へ作動圧が供給されるこ
とにより、上記液圧を所定値に保つ制御が行なわ
れるようになつている。すなわち、電解液タンク
１４とプレツシヤーコントローラ１５およびセン
サー１６とにより液圧調節手段が構成される。
外筒１１はアクリル樹脂などの電気絶縁性材質
で構成されており、内筒１２は内方に体肢Ａを受
入れるための体肢受入れ部Ｂを有するゴムチユー
ブのごとき可撓部材として構成されている。そし
て、外筒１１の内周部には、その長手方向に互い
に離隔するように、一対の電流印加電極１７ａ，
１７ｂと同電極１７ａ，１７ｂの相互間における
４個の電圧検出電極１８ａ，１８ｂ，１８ｃ，１
８ｄとが配設され、これらの電極は、インピーダ
ンスまたはアドミツタンスを測定する計測器１９
の所要の端子に接続され得るようになつている。
で構成されており、内筒１２は内方に体肢Ａを受
入れるための体肢受入れ部Ｂを有するゴムチユー
ブのごとき可撓部材として構成されている。そし
て、外筒１１の内周部には、その長手方向に互い
に離隔するように、一対の電流印加電極１７ａ，
１７ｂと同電極１７ａ，１７ｂの相互間における
４個の電圧検出電極１８ａ，１８ｂ，１８ｃ，１
８ｄとが配設され、これらの電極は、インピーダ
ンスまたはアドミツタンスを測定する計測器１９
の所要の端子に接続され得るようになつている。
なお、ベース部材１０の両端部には、それぞれ
体肢Ａのため受け部２０ａ，２０ｂが設けられて
いる。
体肢Ａのため受け部２０ａ，２０ｂが設けられて
いる。
そして、圧力センサー１６と計測器１９とによ
り、液体収容部１３の内圧Pchとインピーダンス
とが同時に測定、記録されるようになつている。
り、液体収容部１３の内圧Pchとインピーダンス
とが同時に測定、記録されるようになつている。
上述の構成を持つ体肢容積計測装置を用いて、、
体肢Ａの所要部分の血圧測定する際には、まず、
流体収容部１３に適量の電解液Ｗが供給され、つ
いで、体肢Ａが体肢受入れ部Ｂに挿入された後、
電流印加電極１７ａ，１７ｂ間に所要の交流定電
流が流される。なお、血圧を計測しようとする体
肢部分の容積変化△Ｖは計測器１９によつて測定
される電圧検出電極１８ｂ，１８ｃの相互間イン
ピーダンスＺの流量変化に伴う変化部分△Ｚを用
いて、次のように表わされる。
体肢Ａの所要部分の血圧測定する際には、まず、
流体収容部１３に適量の電解液Ｗが供給され、つ
いで、体肢Ａが体肢受入れ部Ｂに挿入された後、
電流印加電極１７ａ，１７ｂ間に所要の交流定電
流が流される。なお、血圧を計測しようとする体
肢部分の容積変化△Ｖは計測器１９によつて測定
される電圧検出電極１８ｂ，１８ｃの相互間イン
ピーダンスＺの流量変化に伴う変化部分△Ｚを用
いて、次のように表わされる。
△Ｖ＝（p3・L2／Z2）・△Ｚ
すなわち、体肢の容積変化△Ｖは、インピーダ
ンスの変化分△Ｚに対応している。このようにし
て、本方法では、体肢の容積の変化が電気的な信
号に変換されるのである。
ンスの変化分△Ｚに対応している。このようにし
て、本方法では、体肢の容積の変化が電気的な信
号に変換されるのである。
なお、上式において、p3は上記電解液Ｗの比抵
抗、Ｌは上記電圧検出電極１８ｂ，１８ｃ間の距
離である。
抗、Ｌは上記電圧検出電極１８ｂ，１８ｃ間の距
離である。
上述の操作が行なわれてから、次にプレツシヤ
ーコントローラ１５によつて、液体収容部１３の
液圧（Pch）を、体肢Ａ内の動脈が完全に圧閉さ
れるまで上昇させる操作が行なわれる。第２図
ａ，ｂに示すように、Pchが最高血圧以上に達す
ると、動脈は完全に圧閉される（符号21参照）の
で、血圧脈動による体肢Ａの容積変化△Ｖはなく
なり、したがつて、インピーダンスには、その変
化分△Ｚは検出されない。
ーコントローラ１５によつて、液体収容部１３の
液圧（Pch）を、体肢Ａ内の動脈が完全に圧閉さ
れるまで上昇させる操作が行なわれる。第２図
ａ，ｂに示すように、Pchが最高血圧以上に達す
ると、動脈は完全に圧閉される（符号21参照）の
で、血圧脈動による体肢Ａの容積変化△Ｖはなく
なり、したがつて、インピーダンスには、その変
化分△Ｚは検出されない。
その後、プレツシヤーコントローラ１５によつ
てPchをゆるやかに減少させるのにつれて動脈に
血液が流れ始めると、その血圧脈動のため体肢Ａ
の容積変化△Ｖがあらわれ、それに伴いインピー
ダンスＺに微小振幅が現れる。この微小振幅、す
なわちインピーダンスの変化分△Ｚが脈波として
現れたとき、すなわち脈波現出点のPchを最高血
圧Pas（符号２２参照）と判定する。
てPchをゆるやかに減少させるのにつれて動脈に
血液が流れ始めると、その血圧脈動のため体肢Ａ
の容積変化△Ｖがあらわれ、それに伴いインピー
ダンスＺに微小振幅が現れる。この微小振幅、す
なわちインピーダンスの変化分△Ｚが脈波として
現れたとき、すなわち脈波現出点のPchを最高血
圧Pas（符号２２参照）と判定する。
さらにPchを減少さていくと、△Ｚの脈波の振
幅は、血流量の増加に伴い次第に増加していき、
最大値をとつた後、減少していく。この振幅最大
点（符号２３参照）におけるPchを平均血圧Pam
と判定する。これは、血管の圧力・容積特性の非
線形性により、動脈血管圧はその血管内圧と血管
外圧とが等しいとき、最も伸展性に富む状態とな
り、圧力の変化に対する容積変化が最大とあるか
らである。
幅は、血流量の増加に伴い次第に増加していき、
最大値をとつた後、減少していく。この振幅最大
点（符号２３参照）におけるPchを平均血圧Pam
と判定する。これは、血管の圧力・容積特性の非
線形性により、動脈血管圧はその血管内圧と血管
外圧とが等しいとき、最も伸展性に富む状態とな
り、圧力の変化に対する容積変化が最大とあるか
らである。
最低血圧Pad（符号２４参照）は、Pchおよび
△Ｚの変化から直接求めることはできないが、次
式により算出される。
△Ｚの変化から直接求めることはできないが、次
式により算出される。
Pad＝（3Pam−Pas）／２
なお、Pchを減少させる速度としては、３〜５
mmHg／１心拍程度が適当である。
mmHg／１心拍程度が適当である。
また、本実施例では、インピーダンスの脈波か
ら、最高血圧および平均血圧の判定が行なわれて
いるが、アドミツタンス脈波による判定方法にお
いても、アドミツタンスがインピーダンスの逆数
として簡単に求められるので、インピーダンス測
定による場合と同様の操作で最高血圧および平均
血圧の判定を行なうことができる。
ら、最高血圧および平均血圧の判定が行なわれて
いるが、アドミツタンス脈波による判定方法にお
いても、アドミツタンスがインピーダンスの逆数
として簡単に求められるので、インピーダンス測
定による場合と同様の操作で最高血圧および平均
血圧の判定を行なうことができる。
さらに本実施例では、まず液圧Pchを最高血圧
Pasよりも高くして、そこからPchを減圧しなが
ら測定が行なわれているが、逆に、Pchを低い圧
力からしだいに加圧しながら、同様にインピーダ
ンス脈波を測定しても、最高血圧および平均血圧
を求めることができる。
Pasよりも高くして、そこからPchを減圧しなが
ら測定が行なわれているが、逆に、Pchを低い圧
力からしだいに加圧しながら、同様にインピーダ
ンス脈波を測定しても、最高血圧および平均血圧
を求めることができる。
このようにして、本実施例では、従来のような
体肢Ａを透過する光量に頼ることなく、最高血圧
および平均血圧を測定できるようになり、したが
つて自然光等の外部から影響を受けることがな
く、また、測定する体肢も特に細い部分に限定さ
れることなく、どの部位でも測定することができ
る。
体肢Ａを透過する光量に頼ることなく、最高血圧
および平均血圧を測定できるようになり、したが
つて自然光等の外部から影響を受けることがな
く、また、測定する体肢も特に細い部分に限定さ
れることなく、どの部位でも測定することができ
る。
さらに、体肢の血圧脈動による容積変化を電気
的なインピーダンス脈波あるいはアドミツタンス
脈波に変換するため、測定精度が高くなり、その
操作もプレツシヤーコントローラ１５の操作だけ
ですむので、熟練を必要とせず、個人差もあらわ
れないため、正確かつ簡単に最高血圧および平均
血圧を測定できる効果がある。
的なインピーダンス脈波あるいはアドミツタンス
脈波に変換するため、測定精度が高くなり、その
操作もプレツシヤーコントローラ１５の操作だけ
ですむので、熟練を必要とせず、個人差もあらわ
れないため、正確かつ簡単に最高血圧および平均
血圧を測定できる効果がある。
以上詳述したように、本発明の血圧測定装置に
よれば、次のような効果ないし利点が得られる。
よれば、次のような効果ないし利点が得られる。
(1) 従来の光電式容積脈波計を用いる装置とこと
なり体肢を透過する光量に頼ることなく、最高
血圧および平均血圧を測定できるため、自然光
等の外部からの影響を受けることがなく、ま
た、測定する体肢も特に細い部分に限定される
ことなく、どの部位でも測定することができ
る。
なり体肢を透過する光量に頼ることなく、最高
血圧および平均血圧を測定できるため、自然光
等の外部からの影響を受けることがなく、ま
た、測定する体肢も特に細い部分に限定される
ことなく、どの部位でも測定することができ
る。
(2) 体肢の血圧脈動による容積変化を電気的なイ
ンピーダンス脈波あるいはアドミツタンス脈波
に変換して測定するため、測定精度が高くな
る。
ンピーダンス脈波あるいはアドミツタンス脈波
に変換して測定するため、測定精度が高くな
る。
(3) 測定操作は、液体収容部の液圧を変化させる
操作だけですむので、熟練を要さず、個人差も
あらわれないため、正確かつ簡便に最高血圧お
よび平均血圧を測定することができる。
操作だけですむので、熟練を要さず、個人差も
あらわれないため、正確かつ簡便に最高血圧お
よび平均血圧を測定することができる。
第１図は本発明の一実施例としての血圧測定装
置を示す模式的縦断面図、第２図ａは上記装置に
おける液体収容部の液圧の経時変化を記録したグ
ラフ、第２図ｂは上記液体収容部における電解液
についてのインピーダンス脈波の経時変化を記録
したグラフ、第３図は従来の光電式容積脈波計を
示す模式図である。 １……体肢、２……カフ、３……光源、４……
受光素子、５……プレツシヤーコントローラ、６
……動脈血管、７……圧力測定器、８……光電式
容積脈波計、１０……ベース部材、１１……外
筒、１２……可撓性内筒、１２ａ，１２ｂ……フ
ランジ状端部、１３……液量調節式液体収容部、
１４……電解液タンク、１５……プレツシヤーコ
ントローラ、１６……センサー、１７ａ，１７ｂ
……電流印加電極、１８ａ，１８ｂ，１８ｃ，１
８ｄ……電圧検出電極、１９……計測器、２０
ａ，２０ｂ……受け部、２１……動脈圧閉域、２
２……最高血圧点、２３……平均血圧点、２４…
…最低血圧点、Ａ……体肢、Ｂ……体肢受入れ
部、Ｗ……電解液。
置を示す模式的縦断面図、第２図ａは上記装置に
おける液体収容部の液圧の経時変化を記録したグ
ラフ、第２図ｂは上記液体収容部における電解液
についてのインピーダンス脈波の経時変化を記録
したグラフ、第３図は従来の光電式容積脈波計を
示す模式図である。 １……体肢、２……カフ、３……光源、４……
受光素子、５……プレツシヤーコントローラ、６
……動脈血管、７……圧力測定器、８……光電式
容積脈波計、１０……ベース部材、１１……外
筒、１２……可撓性内筒、１２ａ，１２ｂ……フ
ランジ状端部、１３……液量調節式液体収容部、
１４……電解液タンク、１５……プレツシヤーコ
ントローラ、１６……センサー、１７ａ，１７ｂ
……電流印加電極、１８ａ，１８ｂ，１８ｃ，１
８ｄ……電圧検出電極、１９……計測器、２０
ａ，２０ｂ……受け部、２１……動脈圧閉域、２
２……最高血圧点、２３……平均血圧点、２４…
…最低血圧点、Ａ……体肢、Ｂ……体肢受入れ
部、Ｗ……電解液。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 電気絶縁材からなる剛性外筒と、同外筒の内
方に配設された電気絶縁材からなる可撓性内筒
と、上記の剛性外筒と可撓性内筒との間に形成さ
れた電導性液体収容用の流量調節式液体収容部と
をそなえ、上記内筒の内方が体肢受入部を形成す
ると共に、上記液体収容部に収容された上記電導
性液体の液圧を検知するセンサと、同液圧を時間
の経過とともに順次ゆるやかに変化させるための
プレツシヤーコントローラと、上記液体収容部の
所定の長さにおける上記液体の液量変化に伴うイ
ンピーダンスまたはアドミツタンスの変化を測定
するための検出電極とが設けられ、上記プレツシ
ヤーコントローラで上記液圧を時間の経過ととも
に順次ゆるやかに大きくしたり小さくしたりしな
がら上記検出電極で測定されたインピーダンス脈
波またはアドミツタンス脈波の消失点または現出
点における上記液圧で最高血圧を測定するように
したことを特徴とする、血圧測定装置。 ２ 電気絶縁材からなる剛性外筒と、同外筒の内
方に配設された電気絶縁材からなる可撓性内筒
と、上記の剛性外筒と可撓性内筒との間に形成さ
れた電導性液体収容用の流量調節式液体収容部と
をそなえ、上記内筒の内方が体肢受入部を形成す
ると共に、上記液体収容部に収容された上記電導
性液体の液圧を検知するセンサと、同液圧を時間
の経過とともに順次ゆるやかに変化させるための
プレツシヤーコントローラと、上記液体収容部の
所定の長さにおける上記液体の液量変化に伴うイ
ンピーダンスまたはアドミツタンスの変化を測定
するための検出電極とが設けられ、上記プレツシ
ヤーコントローラで上記液圧を時間の経過ととも
に順次ゆるやかに大きくしたり小さくしたりしな
がら上記検出電極で測定されたインピーダンス脈
波またはアドミツタンス脈波の振幅の最大点にお
ける上記液圧で平均血圧を測定するようにしたこ
とを特徴とする、血圧測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63284688A JPH02128752A (ja) | 1988-11-10 | 1988-11-10 | 血圧測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63284688A JPH02128752A (ja) | 1988-11-10 | 1988-11-10 | 血圧測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02128752A JPH02128752A (ja) | 1990-05-17 |
| JPH0466573B2 true JPH0466573B2 (ja) | 1992-10-23 |
Family
ID=17681690
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63284688A Granted JPH02128752A (ja) | 1988-11-10 | 1988-11-10 | 血圧測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH02128752A (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009153843A (ja) * | 2007-12-27 | 2009-07-16 | Omron Healthcare Co Ltd | 血圧測定装置 |
| CN104000566B (zh) * | 2014-06-09 | 2015-10-28 | 宁波瑞诺医疗科技有限公司 | 脉搏检测装置及其检测方法 |
-
1988
- 1988-11-10 JP JP63284688A patent/JPH02128752A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02128752A (ja) | 1990-05-17 |
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Legal Events
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