JPH0685765B2 - 自動血圧計 - Google Patents
自動血圧計Info
- Publication number
- JPH0685765B2 JPH0685765B2 JP63-506699A JP50669988A JPH0685765B2 JP H0685765 B2 JPH0685765 B2 JP H0685765B2 JP 50669988 A JP50669988 A JP 50669988A JP H0685765 B2 JPH0685765 B2 JP H0685765B2
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- blood pressure
- korotkoff sound
- signal
- cuff
- korotkoff
- Prior art date
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- Expired - Lifetime
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
技術分野
本発明は自動血圧計に関し、特にコロトコフ音信号の発
現、消滅を自動認識することにより被験者の最高血圧、
最低血圧を測定する自動血圧計に関する。
現、消滅を自動認識することにより被験者の最高血圧、
最低血圧を測定する自動血圧計に関する。
背景技術
元来、血圧測定は測定者（医者等）のコロトコフ音の聴
診認識によることが多い。このため、デジタル血圧計に
おいてもコロトコフ音信号の発現、消滅を自動認識する
ものが普及している。しかし、コロトコフ音は音量が微
弱なために体動、カフ、チユーブの摩擦音等によるノイ
ズの影響を受け易く、しばしば最高血圧、最低血圧を誤
認識していた。この点、従来は脈波（心拍）信号がコロ
トコフ音信号に同期して発生することに着目して、前記
脈波信号によりノイズゲートをかけてコロトコフ音信号
の耐ノイズ性を高めたものがある。しかし、この同期関
係は不整脈のある場合、高血圧の人の場合等には必ずし
も一定しないから、しばしば同期ずれによる誤認識を生
じていた。しかも、体動等がある場合は疑似コロトコフ
音信号及び疑似脈波信号が同時に発生するから、もはや
ノイズケートは耐ノイズ性を高める意味を成さない。
診認識によることが多い。このため、デジタル血圧計に
おいてもコロトコフ音信号の発現、消滅を自動認識する
ものが普及している。しかし、コロトコフ音は音量が微
弱なために体動、カフ、チユーブの摩擦音等によるノイ
ズの影響を受け易く、しばしば最高血圧、最低血圧を誤
認識していた。この点、従来は脈波（心拍）信号がコロ
トコフ音信号に同期して発生することに着目して、前記
脈波信号によりノイズゲートをかけてコロトコフ音信号
の耐ノイズ性を高めたものがある。しかし、この同期関
係は不整脈のある場合、高血圧の人の場合等には必ずし
も一定しないから、しばしば同期ずれによる誤認識を生
じていた。しかも、体動等がある場合は疑似コロトコフ
音信号及び疑似脈波信号が同時に発生するから、もはや
ノイズケートは耐ノイズ性を高める意味を成さない。
またこの種の自動血圧計の認識結果と測定者の聴診によ
る認識結果とは必ずしも一致しない。そこで、この種の
自動血圧計においても聴診法に基づいて校正できること
が医療上の観点からも好ましい。しかし、従来の血圧計
はコロトコフ音信号用の増幅器（フイルタ増幅器）のゲ
インあるいはコロトコフ音信号認識用の閾値レベルは固
定されていた。このため、製造後はもつぱら聴診法によ
り良否のみを確認できるだけであつた。
る認識結果とは必ずしも一致しない。そこで、この種の
自動血圧計においても聴診法に基づいて校正できること
が医療上の観点からも好ましい。しかし、従来の血圧計
はコロトコフ音信号用の増幅器（フイルタ増幅器）のゲ
インあるいはコロトコフ音信号認識用の閾値レベルは固
定されていた。このため、製造後はもつぱら聴診法によ
り良否のみを確認できるだけであつた。
また従来は増幅器のゲイン、閾値レベル又はフイルタ定
数を調整できるものがあるが、これらの調整に必要な信
号を外部に取り出せなかつた。このため、使用時の調整
は困難であり、聴診法による確認と感による調整を何度
も繰り返す必要があつた。
数を調整できるものがあるが、これらの調整に必要な信
号を外部に取り出せなかつた。このため、使用時の調整
は困難であり、聴診法による確認と感による調整を何度
も繰り返す必要があつた。
また従来はコロトコフ音信号を増幅し、フイルタリング
する処理回路が１系統であつたため、最高血圧と最低血
圧の判定を別個に調整することは不可能であつた。
する処理回路が１系統であつたため、最高血圧と最低血
圧の判定を別個に調整することは不可能であつた。
発明の開示
本発明は上述した従来技術の欠点を除去するものであ
り、その目的とする所は、被験者の脈波信号の推移と最
大血圧、最小血圧との関係を有効利用することにより、
信頼性の高い自動血圧計を提供することにある。
り、その目的とする所は、被験者の脈波信号の推移と最
大血圧、最小血圧との関係を有効利用することにより、
信頼性の高い自動血圧計を提供することにある。
また本発明の他の目的は最高血圧と最低血圧をより正確
に測定できる自動血圧計を提供することにある。
に測定できる自動血圧計を提供することにある。
また本発明の他の目的は最高血圧と最低血圧を容易に校
正できる自動血圧計を提供することにある。
正できる自動血圧計を提供することにある。
本発明の自動血圧計は上記の目的を達成するために、カ
フ圧を検出してカフ圧信号を出力するカフ圧検出手段
と、コロトコフ音を検出してコロトコフ音信号を出力す
るコロトコフ音検出手段と、前記検出したコロトコフ音
信号について増幅、フイルタリングの処理を行い、該処
理をしたコロトコフ音信号と所定閾値を比較することに
より該所定閾値を超えるコロトコフ音信号を抽出するコ
ロトコフ音信号処理手段と、前記抽出したコロトコフ音
信号に基づいて最高血圧及び最低血圧を判定する血圧判
定手段と、前記検出したカフ圧信号の脈波信号成分のの
推移に基づいて被験者の最高血圧の存在し得る範囲と最
低血圧の存在し得る範囲を設定する範囲設定手段と、前
記血圧判定手段が判定した血圧が前記範囲設定手段が設
定した範囲に含まれるか否かを判定する評価手段と、前
記血圧判定手段が判定した血圧の情報及び前記評価手段
による判定の情報を表示する表示手段を備えることをそ
の概要とする。
フ圧を検出してカフ圧信号を出力するカフ圧検出手段
と、コロトコフ音を検出してコロトコフ音信号を出力す
るコロトコフ音検出手段と、前記検出したコロトコフ音
信号について増幅、フイルタリングの処理を行い、該処
理をしたコロトコフ音信号と所定閾値を比較することに
より該所定閾値を超えるコロトコフ音信号を抽出するコ
ロトコフ音信号処理手段と、前記抽出したコロトコフ音
信号に基づいて最高血圧及び最低血圧を判定する血圧判
定手段と、前記検出したカフ圧信号の脈波信号成分のの
推移に基づいて被験者の最高血圧の存在し得る範囲と最
低血圧の存在し得る範囲を設定する範囲設定手段と、前
記血圧判定手段が判定した血圧が前記範囲設定手段が設
定した範囲に含まれるか否かを判定する評価手段と、前
記血圧判定手段が判定した血圧の情報及び前記評価手段
による判定の情報を表示する表示手段を備えることをそ
の概要とする。
また好ましくは、範囲制定手段は、カフの減圧計測又は
昇圧計測のシーケンスに応じて、脈波信号成分の最大振
幅×ｎ（０＜ｎ＜１）の脈波信号が計測の開始又は終了
行程で現われた時点のカフ圧を含む所定範囲を最高血圧
の存在し得る範囲と設定し、かつ脈波信号成分の最大振
幅×ｍ（０＜ｍ＜１）の脈波信号が計測の終了又は開始
行程で現れた時点のカフ圧を含む所定範囲を最低血圧の
存在し得る範囲と設定することをその一態様とする。
昇圧計測のシーケンスに応じて、脈波信号成分の最大振
幅×ｎ（０＜ｎ＜１）の脈波信号が計測の開始又は終了
行程で現われた時点のカフ圧を含む所定範囲を最高血圧
の存在し得る範囲と設定し、かつ脈波信号成分の最大振
幅×ｍ（０＜ｍ＜１）の脈波信号が計測の終了又は開始
行程で現れた時点のカフ圧を含む所定範囲を最低血圧の
存在し得る範囲と設定することをその一態様とする。
また好ましくは、範囲設定手段は、カフの減圧計測又は
昇圧計測のシーケンスに応じて、連続する脈波信号成分
の信号振幅が計測開始行程で所定以上の増加率又は計測
終了行程で所定以下の減少率を示す時はその時点のカフ
圧を含む所定範囲を最高血圧の存在し得る範囲と設定
し、かつ連続する脈波信号成分の信号振幅が計測終了行
程で所定以下の減少率又は計測開始行程で所定以上の増
加率を示すときはその時点のカフ圧を含む所定範囲を最
低血圧の存在し得る範囲と設定することをその一態様と
する。
昇圧計測のシーケンスに応じて、連続する脈波信号成分
の信号振幅が計測開始行程で所定以上の増加率又は計測
終了行程で所定以下の減少率を示す時はその時点のカフ
圧を含む所定範囲を最高血圧の存在し得る範囲と設定
し、かつ連続する脈波信号成分の信号振幅が計測終了行
程で所定以下の減少率又は計測開始行程で所定以上の増
加率を示すときはその時点のカフ圧を含む所定範囲を最
低血圧の存在し得る範囲と設定することをその一態様と
する。
また好ましくは、表示手段は評価手段が否と判定した血
圧の情報に対して点滅情報を付加することをその一態様
とする。
圧の情報に対して点滅情報を付加することをその一態様
とする。
また好ましくは、表示手段は評価手段が否と判定した血
圧の情報をエラーメツセージで置換えて表示することを
その一態様とする。
圧の情報をエラーメツセージで置換えて表示することを
その一態様とする。
また本発明の自動血圧計は上記の目的を達成するため
に、検出したコロトコフ音信号について増幅、フイルタ
リングの処理を行い、該処理をしたコロトコフ音信号と
所定閾値を比較することにより該所定閾値を超えるコロ
トコフ音信号を抽出するコロトコフ音信号処理手段と、
前記抽出したコロトコフ音信号に基づいて最高血圧及び
最低血圧を判定する血圧判定手段と、前記処理をしたコ
ロトコフ音信号又は前記所定閾値の信号を外部に取り出
す信号取出手段と、前記処理をしたコロトコフ音信号の
振幅又は前記所定閾値又はフイルタ定数を外部から調整
できる調整手段を備えることをその概要とする。
に、検出したコロトコフ音信号について増幅、フイルタ
リングの処理を行い、該処理をしたコロトコフ音信号と
所定閾値を比較することにより該所定閾値を超えるコロ
トコフ音信号を抽出するコロトコフ音信号処理手段と、
前記抽出したコロトコフ音信号に基づいて最高血圧及び
最低血圧を判定する血圧判定手段と、前記処理をしたコ
ロトコフ音信号又は前記所定閾値の信号を外部に取り出
す信号取出手段と、前記処理をしたコロトコフ音信号の
振幅又は前記所定閾値又はフイルタ定数を外部から調整
できる調整手段を備えることをその概要とする。
また好ましくは、コロトコフ音信号処理手段は、最高血
圧付近のコロトコフ音信号を通過させる第１のフイルタ
手段及び該第１のフイルタ手段を通過したコロトコフ音
信号と第１の所定閾値を比較する第１の比較手段と、最
低血圧付近のコロトコフ音信号を通過させる第２のフイ
ルタ手段及び該第２のフイルタ手段を通過したコロトコ
フ音信号と第２の所定閾値を比較する第２の比較手段を
備えることをその一態様とする。
圧付近のコロトコフ音信号を通過させる第１のフイルタ
手段及び該第１のフイルタ手段を通過したコロトコフ音
信号と第１の所定閾値を比較する第１の比較手段と、最
低血圧付近のコロトコフ音信号を通過させる第２のフイ
ルタ手段及び該第２のフイルタ手段を通過したコロトコ
フ音信号と第２の所定閾値を比較する第２の比較手段を
備えることをその一態様とする。
また好ましくは、血圧判定手段は、カフの減圧計測又は
昇圧計測のシーケンスに応じて、第１の比較手段が抽出
したコロトコフ音信号が発現又は消滅する時点の血圧を
最高血圧と判定し、かつ第２の比較手段が抽出したコロ
トコフ音信号が消滅又は発現する時点の血圧を最低血圧
と判定することをその一態様とする。
昇圧計測のシーケンスに応じて、第１の比較手段が抽出
したコロトコフ音信号が発現又は消滅する時点の血圧を
最高血圧と判定し、かつ第２の比較手段が抽出したコロ
トコフ音信号が消滅又は発現する時点の血圧を最低血圧
と判定することをその一態様とする。
図面の簡単な説明
第１図は本発明による計測方法１の自動血圧計のブロツ
ク構成図、 第２図はMPU9による計測方法１の計測制御手順のフロー
チヤート、 第３図は本発明による計測方法２の自動血圧計のブロツ
ク構成図、 第４図（Ａ），（Ｂ）はMPU9による計測方法２の計測制
御手順のフローチヤート、 第５図（Ａ）はMPU9による評価手順のフローチヤート、 第５図（Ｂ）はMPU9による他の評価手順のフローチヤー
ト、 第６図は計測方法２の自動血圧計の動作タミングチヤー
ト、 第７図（Ａ）〜（Ｃ）は主要点のコロトコフ音信号とそ
の周波数スペクトルを示す図、 第８図は実施例の自動血圧計の調整システムのブロツク
構成図、 第９図は本発明による計測方法３の自動血圧計のブロツ
ク構成図、 第10図はMPU9による計測方法３の計測制御手順のフロー
チヤート、 第11図はMPU9による評価手順のフローチヤート、 第12図は計測方法３の自動血圧計の動作タイミングチヤ
ートである。
ク構成図、 第２図はMPU9による計測方法１の計測制御手順のフロー
チヤート、 第３図は本発明による計測方法２の自動血圧計のブロツ
ク構成図、 第４図（Ａ），（Ｂ）はMPU9による計測方法２の計測制
御手順のフローチヤート、 第５図（Ａ）はMPU9による評価手順のフローチヤート、 第５図（Ｂ）はMPU9による他の評価手順のフローチヤー
ト、 第６図は計測方法２の自動血圧計の動作タミングチヤー
ト、 第７図（Ａ）〜（Ｃ）は主要点のコロトコフ音信号とそ
の周波数スペクトルを示す図、 第８図は実施例の自動血圧計の調整システムのブロツク
構成図、 第９図は本発明による計測方法３の自動血圧計のブロツ
ク構成図、 第10図はMPU9による計測方法３の計測制御手順のフロー
チヤート、 第11図はMPU9による評価手順のフローチヤート、 第12図は計測方法３の自動血圧計の動作タイミングチヤ
ートである。
発明を実施するための最良の形態
以下、添付図面に従つて本発明による実施例を詳細に説
明する。
明する。
［計測方法１］
上腕動脈流が阻血状態から開放され始めた時点（最高血
圧付近）のコロトコフ音信号と略平常流状態に近づいた
時点（最低血圧付近）のコロトコフ音信号の周波数スペ
クトルは異る。計測方法１の特徴はこの性質に着目し、
コロトコフ音信号を別々に信号処理することで、より精
密、より正確な血圧測定を可能にすることにある。
圧付近）のコロトコフ音信号と略平常流状態に近づいた
時点（最低血圧付近）のコロトコフ音信号の周波数スペ
クトルは異る。計測方法１の特徴はこの性質に着目し、
コロトコフ音信号を別々に信号処理することで、より精
密、より正確な血圧測定を可能にすることにある。
第７図（Ａ）〜（Ｃ）は主要点のコロトコフ音信号とそ
の周波数スペクトルを示す図に係り、第７図（Ａ）は最
高血圧SYSを判定した時点のコロトコフ音信号、第７図
（Ｂ）は最低血圧DIAを判定した時点のコロトコフ音信
号、第７図（Ｃ）は第７図（Ｂ）の次の時点のコロトコ
フ音信号を夫々示している。第７図（Ａ）を見ると明ら
かな通り、最高血圧付近のコロトコフ音信号の主要な成
分は10Hz〜60Hzに分布している。一方、第７図（Ｂ）を
見ると明らかな通り、最低血圧付近のコロトコフ音信号
の主要な成分は10Hz〜80Hzに分布している。最低血圧付
近では、スペクトル分布の割合から言つて明らかな通
り、60Hz〜80Hzの間にも主要成分が含まれているから、
これらを無視できない。そこで、検出したコロトコフ音
信号を両時点のコロトコフ音信号に適した２系統のフイ
ルタリング回路で処理することにした。更に、第７図
（Ｃ）を見ると明らかな通り、コロトコフ音信号が消滅
する時点（最低血圧の認識時点）では40Hz〜80Hzの成分
がほとんど存在していない。従つて、もし最低血圧付近
のコロトコフ音信号を、例えば10Hz〜80Hzの帯域通過特
性を有するフイルタ回路を通過させたとすると、その出
力においては第７図（Ｂ）のコロトコフ音信号波形と第
７図（Ｃ）のコロトコフ音信号波形の相違が良く現われ
ることになり、コロトコフ音信号の消滅時間をより正確
に判定できる。
の周波数スペクトルを示す図に係り、第７図（Ａ）は最
高血圧SYSを判定した時点のコロトコフ音信号、第７図
（Ｂ）は最低血圧DIAを判定した時点のコロトコフ音信
号、第７図（Ｃ）は第７図（Ｂ）の次の時点のコロトコ
フ音信号を夫々示している。第７図（Ａ）を見ると明ら
かな通り、最高血圧付近のコロトコフ音信号の主要な成
分は10Hz〜60Hzに分布している。一方、第７図（Ｂ）を
見ると明らかな通り、最低血圧付近のコロトコフ音信号
の主要な成分は10Hz〜80Hzに分布している。最低血圧付
近では、スペクトル分布の割合から言つて明らかな通
り、60Hz〜80Hzの間にも主要成分が含まれているから、
これらを無視できない。そこで、検出したコロトコフ音
信号を両時点のコロトコフ音信号に適した２系統のフイ
ルタリング回路で処理することにした。更に、第７図
（Ｃ）を見ると明らかな通り、コロトコフ音信号が消滅
する時点（最低血圧の認識時点）では40Hz〜80Hzの成分
がほとんど存在していない。従つて、もし最低血圧付近
のコロトコフ音信号を、例えば10Hz〜80Hzの帯域通過特
性を有するフイルタ回路を通過させたとすると、その出
力においては第７図（Ｂ）のコロトコフ音信号波形と第
７図（Ｃ）のコロトコフ音信号波形の相違が良く現われ
ることになり、コロトコフ音信号の消滅時間をより正確
に判定できる。
第１図は本発明による計測方法１の自動血圧計のブロツ
ク構成図である。図において、１は被験者の上腕、２は
上腕１に巻き付けたカフ、３はコロトコフ音を検出する
マイクロホン（コンデンサマイク、変位型圧電素子
等）、４はカフ２の給排気路を形成するゴムパイプ５は
計測方法１の自動血圧計本体、６はカフ圧を制御するカ
フ圧制御部、７はカフ圧を検出するカフ圧検出部、８は
コロトコフ音を検出するＫ音検出部、９は最高血圧、最
低血圧の判定及び自動血圧計の主制御を行うマイクロプ
ロセツシングユニツト（MPU）、10は最高血圧、最低血
圧等を表示する液晶（LED）表示器、11はＫ音検出部８
を調整（校正）するために必要な信号を外部に取り出す
ためのコネクタである。
ク構成図である。図において、１は被験者の上腕、２は
上腕１に巻き付けたカフ、３はコロトコフ音を検出する
マイクロホン（コンデンサマイク、変位型圧電素子
等）、４はカフ２の給排気路を形成するゴムパイプ５は
計測方法１の自動血圧計本体、６はカフ圧を制御するカ
フ圧制御部、７はカフ圧を検出するカフ圧検出部、８は
コロトコフ音を検出するＫ音検出部、９は最高血圧、最
低血圧の判定及び自動血圧計の主制御を行うマイクロプ
ロセツシングユニツト（MPU）、10は最高血圧、最低血
圧等を表示する液晶（LED）表示器、11はＫ音検出部８
を調整（校正）するために必要な信号を外部に取り出す
ためのコネクタである。
カフ圧制御部６において、12はカフ２を加圧する加圧ポ
ンプ、13はMPU9からの制御信号C1により加圧ポンプ12を
駆動するポンプ駆動回路、14はMPU9からの制御信号C2に
よりカフ圧を急減圧する急排弁、15はMPU9からの制御信
号C3によりカフ圧を一定速度（例えば２〜4mmHg/sec）
で減圧する定排弁である。
ンプ、13はMPU9からの制御信号C1により加圧ポンプ12を
駆動するポンプ駆動回路、14はMPU9からの制御信号C2に
よりカフ圧を急減圧する急排弁、15はMPU9からの制御信
号C3によりカフ圧を一定速度（例えば２〜4mmHg/sec）
で減圧する定排弁である。
カフ圧検出部７において、16はカフ圧を検出する圧力セ
ンサ、17はカフ圧の検出信号を増幅してカフ圧信号Ｐを
出力する増幅器（AMP）、20はMPU9からの制御信号にC4
によりカフ圧信号Ｐをサンプリングしてデジタル信号に
変換するA/D変換器である。
ンサ、17はカフ圧の検出信号を増幅してカフ圧信号Ｐを
出力する増幅器（AMP）、20はMPU9からの制御信号にC4
によりカフ圧信号Ｐをサンプリングしてデジタル信号に
変換するA/D変換器である。
Ｋ音検出部８において、21はコロトコフ音又はそれに類
する体表変位音の検出信号を増幅するAMP、22は被験者
の最高血圧付近で生じるコロトコフ音信号に適した帯域
通過特性（例えば10Hz〜60Hz）を備え、コロトコフ音信
号SKを出力するSK音信号フイルタ、23はコロトコフ音信
号SKと所定閾値TH3を比較することにより該閾値TH3を超
えるコロトコフ音信号SKを出力するコンパレータ（CM
P）、24はコロトコフ音信号SKが所定閾値TH3を越えたと
きに同期して所定パルス幅のコロトコフ音パルス信号SK
Pを出力するシングルシヨツト回路（SS）である。また2
5は被験者の最低血圧付近で生じるコロトコフ音信号に
適した帯域通過特性（例えば40Hz〜100Hz）を備え、コ
ロトコフ音信号DKを出力するDK音信号フイルタ、26はコ
ロトコフ音信号DKと所定閾値TH4を比較することにより
該閾値TH4を超えるコロトコフ音信号DKを出力するコン
パレータ（CMP）、27はコロトコフ音信号DKが所定閾値T
H4を越えたときに同期して所定パルス幅のコロトコフ音
パルス信号DKPを出力するシングルシヨツト回路（SS）
である。
する体表変位音の検出信号を増幅するAMP、22は被験者
の最高血圧付近で生じるコロトコフ音信号に適した帯域
通過特性（例えば10Hz〜60Hz）を備え、コロトコフ音信
号SKを出力するSK音信号フイルタ、23はコロトコフ音信
号SKと所定閾値TH3を比較することにより該閾値TH3を超
えるコロトコフ音信号SKを出力するコンパレータ（CM
P）、24はコロトコフ音信号SKが所定閾値TH3を越えたと
きに同期して所定パルス幅のコロトコフ音パルス信号SK
Pを出力するシングルシヨツト回路（SS）である。また2
5は被験者の最低血圧付近で生じるコロトコフ音信号に
適した帯域通過特性（例えば40Hz〜100Hz）を備え、コ
ロトコフ音信号DKを出力するDK音信号フイルタ、26はコ
ロトコフ音信号DKと所定閾値TH4を比較することにより
該閾値TH4を超えるコロトコフ音信号DKを出力するコン
パレータ（CMP）、27はコロトコフ音信号DKが所定閾値T
H4を越えたときに同期して所定パルス幅のコロトコフ音
パルス信号DKPを出力するシングルシヨツト回路（SS）
である。
第２図はMPU9による計測方法１の計測制御手順のフロー
チヤート、第６図はその一部の動作タミングチヤートで
ある。第２図において、始めはカフ圧がゼロとする。ス
テツプS1では急排弁14を閉鎖し、ステツプS2では定排弁
15を閉鎖し、ステツプS3では加圧ポンプ12をONにする。
これによりカフ２は加圧開始する。ステツプS4では、MP
U9が定期的に制御信号C4を出力してカフ圧Ｐを読み取
り、該カフ圧ＰをLED表示器10に表示する制御をスター
トする。これにより被験者はカフ圧の推移を知ることが
できる。ステツプS5ではカフ圧Ｐが上腕動脈流を止める
に十分な所定値PI（例えば150〜200mmHgの所定値）にな
るのを待ち、所定値PIになるとステツプS6で加圧ポンプ
12をOFFにする。加圧行程の終了である。ステツプS7で
は定排弁15を開放し、カフ圧を一定速度（２〜4mmHg/se
c）で減圧開始させ、血圧測定行程に入る。ステツプS8
ではコロトコフ音パルス信号SKPの開始（コロトコフ音
の発現）を待つ。
チヤート、第６図はその一部の動作タミングチヤートで
ある。第２図において、始めはカフ圧がゼロとする。ス
テツプS1では急排弁14を閉鎖し、ステツプS2では定排弁
15を閉鎖し、ステツプS3では加圧ポンプ12をONにする。
これによりカフ２は加圧開始する。ステツプS4では、MP
U9が定期的に制御信号C4を出力してカフ圧Ｐを読み取
り、該カフ圧ＰをLED表示器10に表示する制御をスター
トする。これにより被験者はカフ圧の推移を知ることが
できる。ステツプS5ではカフ圧Ｐが上腕動脈流を止める
に十分な所定値PI（例えば150〜200mmHgの所定値）にな
るのを待ち、所定値PIになるとステツプS6で加圧ポンプ
12をOFFにする。加圧行程の終了である。ステツプS7で
は定排弁15を開放し、カフ圧を一定速度（２〜4mmHg/se
c）で減圧開始させ、血圧測定行程に入る。ステツプS8
ではコロトコフ音パルス信号SKPの開始（コロトコフ音
の発現）を待つ。
第６図において、阻血状態からカフ圧が減少すると、あ
る時点でカフ圧に打ち勝つて上腕動脈流が吐出し、その
際にコロトコフ音が発現する。SK音フイルタ22はこの時
点のコロトコフ音信号を良く弁別（通過）するので、SK
音フイルタ通過後のコロトコフ音信号SKはノイズの影響
が少なく、よつてコロトコフ音発現の検出は信頼性が高
い。CMP23はコロトコフ音信号SKと閾値TH3を比較し、コ
ロトコフ音信号SKが閾値TH3を超えるときはSS24にコト
ロコフ音パルス信号SKPを出力させる。この最初のコロ
トコフ音パルス信号SKPが発生したときが本計測上のコ
ロトコフ音の発現時点であり、その時点のカフ圧Ｐが被
験者の最高血圧に相当する。
る時点でカフ圧に打ち勝つて上腕動脈流が吐出し、その
際にコロトコフ音が発現する。SK音フイルタ22はこの時
点のコロトコフ音信号を良く弁別（通過）するので、SK
音フイルタ通過後のコロトコフ音信号SKはノイズの影響
が少なく、よつてコロトコフ音発現の検出は信頼性が高
い。CMP23はコロトコフ音信号SKと閾値TH3を比較し、コ
ロトコフ音信号SKが閾値TH3を超えるときはSS24にコト
ロコフ音パルス信号SKPを出力させる。この最初のコロ
トコフ音パルス信号SKPが発生したときが本計測上のコ
ロトコフ音の発現時点であり、その時点のカフ圧Ｐが被
験者の最高血圧に相当する。
ステツプS8の判別でMPU9がコロトコフ音パルス信号SKP
を受け取り、最高血圧と認識するとるとステツプS9に進
み、カフ圧検出部７から読み取つたその時点のカフ圧Ｐ
を最高血圧値（SYS）としてLED表示器10に表示する。ス
テツプS10ではコロトコフ音パルス信号DKPの開始を待
つ。ところで、DK音フイルタ25は消滅時点のコロトコフ
音信号を良く弁別（通過）するものであるから、この発
現時点のコロトコフ音信号DKを調べることはあまり重要
ではない。むしろ、ステツプS10の処理は、後にコロト
コフ音パルス信号DKPの消滅を検出する前提として該信
号DKPの開始を確認するものである。ステツプS11ではコ
ロトコフ音パルス信号DKPの終了を待つ。上記の如くDK
音フイルタ25はコロトコフ音消滅時点のコロトコフ音信
号を良く弁別（通過）するので、この消滅時点の検出は
信頼性が互い。CMP26はコロトコフ音信号DKと閾値TH4を
比較し、コロトコフ音信号DKが閾値TH4を超えている間
はコロトコフ音パルス信号DKPを出力する。こうして、
最後のコロトコフ音パルス信号DKPが発生した時点が本
計測上のコロトコフ音の消滅時点であり、そのときのカ
フ圧Ｐは被験者の最低血圧に相当する。
を受け取り、最高血圧と認識するとるとステツプS9に進
み、カフ圧検出部７から読み取つたその時点のカフ圧Ｐ
を最高血圧値（SYS）としてLED表示器10に表示する。ス
テツプS10ではコロトコフ音パルス信号DKPの開始を待
つ。ところで、DK音フイルタ25は消滅時点のコロトコフ
音信号を良く弁別（通過）するものであるから、この発
現時点のコロトコフ音信号DKを調べることはあまり重要
ではない。むしろ、ステツプS10の処理は、後にコロト
コフ音パルス信号DKPの消滅を検出する前提として該信
号DKPの開始を確認するものである。ステツプS11ではコ
ロトコフ音パルス信号DKPの終了を待つ。上記の如くDK
音フイルタ25はコロトコフ音消滅時点のコロトコフ音信
号を良く弁別（通過）するので、この消滅時点の検出は
信頼性が互い。CMP26はコロトコフ音信号DKと閾値TH4を
比較し、コロトコフ音信号DKが閾値TH4を超えている間
はコロトコフ音パルス信号DKPを出力する。こうして、
最後のコロトコフ音パルス信号DKPが発生した時点が本
計測上のコロトコフ音の消滅時点であり、そのときのカ
フ圧Ｐは被験者の最低血圧に相当する。
ステツプS11の判別において、MPU9が最後（その後の所
定時間内に信号DKPが発生しないことで判別）のコロト
コフ音パルス信号DKPを受け取つたと判別すると、ステ
ツプS12に進み、カフ圧検出部７から読み取つたその時
点のカフ圧Ｐを最低血圧値（DIA）としてLED表示器10に
表示する。ステツプS13では急排弁14を開放し、測定終
了する。
定時間内に信号DKPが発生しないことで判別）のコロト
コフ音パルス信号DKPを受け取つたと判別すると、ステ
ツプS12に進み、カフ圧検出部７から読み取つたその時
点のカフ圧Ｐを最低血圧値（DIA）としてLED表示器10に
表示する。ステツプS13では急排弁14を開放し、測定終
了する。
［計測方法２］
計測方法２の特徴は、カフ圧検出部７′において、検出
したカフ圧信号Ｐからの脈波（心拍）信号PAを分離抽出
し、該抽出した脈波信号PAの振幅又は振幅の変化が被験
者の最高血圧SYS及び最低血圧DIAのところで所定の性質
を示すことに着目し、この性質を調べることにより、コ
ロトコフ音信号に基づく血圧測定結果の良否を評価する
ことにある。
したカフ圧信号Ｐからの脈波（心拍）信号PAを分離抽出
し、該抽出した脈波信号PAの振幅又は振幅の変化が被験
者の最高血圧SYS及び最低血圧DIAのところで所定の性質
を示すことに着目し、この性質を調べることにより、コ
ロトコフ音信号に基づく血圧測定結果の良否を評価する
ことにある。
第３図は本発明による計測方法２の自動血圧計のブロツ
ク構成図である。尚、第１図と同一構成には同一番号を
付して説明を省略する。第３図において、７′はカフ圧
（カフ圧及び脈波圧）を検出するカフ圧検出部であり、
該カフ圧検出部７′において、16はカフ圧を検出する圧
力センサ、17はカフ圧の検出信号を増幅してカフ圧信号
Ｐを出力するAMP、Ｃはカフ圧信号Ｐから脈波信号成分
を分離抽出するコンデンサ、18は脈波信号を増幅するAM
P、19は所定の帯域通過特性（例えば１〜3Hz）を備え、
脈波信号PAを出力する脈波信号フイルタ、20′はMPU9か
らの制御信号C4に従つてカフ圧信号Ｐ、脈波信号PAをサ
ンプリングしてデジタル信号に変換するA/D変換器であ
る。
ク構成図である。尚、第１図と同一構成には同一番号を
付して説明を省略する。第３図において、７′はカフ圧
（カフ圧及び脈波圧）を検出するカフ圧検出部であり、
該カフ圧検出部７′において、16はカフ圧を検出する圧
力センサ、17はカフ圧の検出信号を増幅してカフ圧信号
Ｐを出力するAMP、Ｃはカフ圧信号Ｐから脈波信号成分
を分離抽出するコンデンサ、18は脈波信号を増幅するAM
P、19は所定の帯域通過特性（例えば１〜3Hz）を備え、
脈波信号PAを出力する脈波信号フイルタ、20′はMPU9か
らの制御信号C4に従つてカフ圧信号Ｐ、脈波信号PAをサ
ンプリングしてデジタル信号に変換するA/D変換器であ
る。
第４図（Ａ），（Ｂ）はMPU9による計測方法２の計測制
御手順のフローチヤート、第５図（Ａ）は第４図（Ｂ）
の評価処理手順（S40）のフローチヤート、第６図は計
測方法２の動作タイミングチヤートである。尚、第２図
と同一行程には同一行程番号を付して説明を省略する。
御手順のフローチヤート、第５図（Ａ）は第４図（Ｂ）
の評価処理手順（S40）のフローチヤート、第６図は計
測方法２の動作タイミングチヤートである。尚、第２図
と同一行程には同一行程番号を付して説明を省略する。
第４図（Ａ）において、ステツプS7で血圧測定行程に入
ると、ステツプS21では一連の初期設定をする。ここ
で、SYSFはこの計測行程中で最高血圧SYSを判定したこ
とを示すフラグ、DIAFはこの計測行程中でコロトコフ音
パルス信号DKPの開始を検出したことを示すフラグ、ｉ
は汎用のカウンタである。ステツプS22では脈波信号PA
の発生を待つ。こうして脈波信号PAが発生すると、ステ
ツプS23に進み、MPU9内のメモリ（不図示）のカウンタ
ｉでインデツクスする番地PAiに脈波信号PAの振幅とカ
フ圧Ｐを記憶する。ステツプS24ではカウンタｉに＋１
する。こうして、計測方法２では脈波信号PAの振幅とそ
の時点のカフ圧Ｐの記憶を伴つて計測が進行する。
ると、ステツプS21では一連の初期設定をする。ここ
で、SYSFはこの計測行程中で最高血圧SYSを判定したこ
とを示すフラグ、DIAFはこの計測行程中でコロトコフ音
パルス信号DKPの開始を検出したことを示すフラグ、ｉ
は汎用のカウンタである。ステツプS22では脈波信号PA
の発生を待つ。こうして脈波信号PAが発生すると、ステ
ツプS23に進み、MPU9内のメモリ（不図示）のカウンタ
ｉでインデツクスする番地PAiに脈波信号PAの振幅とカ
フ圧Ｐを記憶する。ステツプS24ではカウンタｉに＋１
する。こうして、計測方法２では脈波信号PAの振幅とそ
の時点のカフ圧Ｐの記憶を伴つて計測が進行する。
第６図において、阻血状態であつてもカフ圧が中枢側で
は拍動が存在し、脈圧（心拍）振動が発生する。この脈
圧振動（脈波信号PA）については、コロトコフ音の発現
に先行して発生し、コロトコフ音の発現誤はコロトコフ
音の発生に同期して発生し、被験者の最高血圧SYS付近
ではその振幅が最大振幅PAmaxの略50％に到達し、その
後の被験者の最低血圧DIA付近では最大振幅PAmaxの略80
％に減少するという性質が知られている。あるいはこの
脈圧振動については、被験者の最高血圧SYS付近でカフ
圧に打ち勝つて上腕動脈流が吐出し、その際のカフ下の
血管の容積が急激に増加し、その後血管壁の弾性特性に
より振幅の最大値PAmaxに到達し、その後に振幅が急減
し、次に被験者の最低血圧DIA付近でその振幅の減少の
度合が所定以下となり、ほぼ振幅が一定になる性質が知
られている。第６図の脈波信号PA′は、MPU9がA/D変換
した脈波信号PAを読み取り、該信号PAの一方の振幅を
“0"のレベルに固定して時系列に並べた状態を示すもの
である。
は拍動が存在し、脈圧（心拍）振動が発生する。この脈
圧振動（脈波信号PA）については、コロトコフ音の発現
に先行して発生し、コロトコフ音の発現誤はコロトコフ
音の発生に同期して発生し、被験者の最高血圧SYS付近
ではその振幅が最大振幅PAmaxの略50％に到達し、その
後の被験者の最低血圧DIA付近では最大振幅PAmaxの略80
％に減少するという性質が知られている。あるいはこの
脈圧振動については、被験者の最高血圧SYS付近でカフ
圧に打ち勝つて上腕動脈流が吐出し、その際のカフ下の
血管の容積が急激に増加し、その後血管壁の弾性特性に
より振幅の最大値PAmaxに到達し、その後に振幅が急減
し、次に被験者の最低血圧DIA付近でその振幅の減少の
度合が所定以下となり、ほぼ振幅が一定になる性質が知
られている。第６図の脈波信号PA′は、MPU9がA/D変換
した脈波信号PAを読み取り、該信号PAの一方の振幅を
“0"のレベルに固定して時系列に並べた状態を示すもの
である。
ステツプS25ではSYSFが“1"か否かを判別する。もし
“1"でなければ最高血圧SYSの判定前であり、ステツプS
26でコロトコフ音パルス信号SKPの開始か否かを調べ
る。信号SKPの開始でない間は結局ステツプS22に戻り、
次の脈波信号PAを待つ。やがて、ステツプS26の判別で
コロトコフ音が発現したと判別したときはステツプS27
に進み、MPU9はその時点のカフ圧Ｐをもつて最高血圧SY
Sと判定し、このカフ圧Ｐを表示メモリDSYSに記憶す
る。尚、この時点で最高血圧SYSを仮表示しても良い。
ステツプS28ではSYSFに“1"をセツトし、以後は上記最
高血圧判定行程をスキツプする。
“1"でなければ最高血圧SYSの判定前であり、ステツプS
26でコロトコフ音パルス信号SKPの開始か否かを調べ
る。信号SKPの開始でない間は結局ステツプS22に戻り、
次の脈波信号PAを待つ。やがて、ステツプS26の判別で
コロトコフ音が発現したと判別したときはステツプS27
に進み、MPU9はその時点のカフ圧Ｐをもつて最高血圧SY
Sと判定し、このカフ圧Ｐを表示メモリDSYSに記憶す
る。尚、この時点で最高血圧SYSを仮表示しても良い。
ステツプS28ではSYSFに“1"をセツトし、以後は上記最
高血圧判定行程をスキツプする。
ステツプS29ではDIAFが“1"か否かを判別する。もし
“1"でなければコロトコフ音パルス信号DKPの開始前で
あるから、ステツプS30に進み、信号DKPの開始か否かを
調べる。信号DKPの開始でない間は結局ステツプS22に戻
り、次の脈波信号PAを待つ。やがて、ステツプS30の判
別で信号DKPが発現したと判別したときはステツプS31に
進み、DIAFに“1"をセツトする。以後は上記信号DKPの
確認行程をスキツプする。
“1"でなければコロトコフ音パルス信号DKPの開始前で
あるから、ステツプS30に進み、信号DKPの開始か否かを
調べる。信号DKPの開始でない間は結局ステツプS22に戻
り、次の脈波信号PAを待つ。やがて、ステツプS30の判
別で信号DKPが発現したと判別したときはステツプS31に
進み、DIAFに“1"をセツトする。以後は上記信号DKPの
確認行程をスキツプする。
ステツプS32ではコロトコフ音パルス信号DKPの消滅か否
かを調べる。消滅を満足する条件は、SYSF＝1,DIAF＝１
であつて、かつ直前の信号DKPの発生後、所定時間｛例
えば（60秒／最小心拍数）×２泊≒３秒｝内に次の信号
DKPが発生しないことである。信号DKPの消滅を判別する
と、ステツプS33に進み、カフ圧検出部７′から読み取
つた、その消滅時点の１つ前のカフ圧Ｐを最低血圧DIA
として判定し、このカフ圧Ｐを表示メモリDDIAに記憶す
る。尚、この時点で最低血圧DIAを仮表示しても良い。
ステツプS40では判定した最高血圧DSYS及び最低血圧DDI
Aの内容を脈波信号PAの性質に従つて評価｛第５図
（Ａ）又は（Ｂ）｝する。ステツプS34では、評価の結
果、最高血圧DSYS及び最低血圧DDIAの内容が妥当ならそ
のまま表示し、妥当でないときは対応するDSYS又はDDIA
の内容を点滅して表示するか、あるいは“ERROR"表示に
替えて表示する。
かを調べる。消滅を満足する条件は、SYSF＝1,DIAF＝１
であつて、かつ直前の信号DKPの発生後、所定時間｛例
えば（60秒／最小心拍数）×２泊≒３秒｝内に次の信号
DKPが発生しないことである。信号DKPの消滅を判別する
と、ステツプS33に進み、カフ圧検出部７′から読み取
つた、その消滅時点の１つ前のカフ圧Ｐを最低血圧DIA
として判定し、このカフ圧Ｐを表示メモリDDIAに記憶す
る。尚、この時点で最低血圧DIAを仮表示しても良い。
ステツプS40では判定した最高血圧DSYS及び最低血圧DDI
Aの内容を脈波信号PAの性質に従つて評価｛第５図
（Ａ）又は（Ｂ）｝する。ステツプS34では、評価の結
果、最高血圧DSYS及び最低血圧DDIAの内容が妥当ならそ
のまま表示し、妥当でないときは対応するDSYS又はDDIA
の内容を点滅して表示するか、あるいは“ERROR"表示に
替えて表示する。
第５図（Ａ）は計測方法２における評価処理手順のフロ
ーチヤートである。図において、ステツプS41では一連
の初期設定をする。ここで、FLGは脈波信号PAの振幅が
増加を示したことを確認した旨のフラグ、PAmaxは脈波
信号PAの最大振幅PAmaxを記憶するレジスタ、PSYSは脈
波信号PAの振幅がその最大振幅PAmaxの略50％を超える
時点（第６図のの時点）のカフ圧Ｐを記憶するレジス
タ、PDIAは脈波信号PAの振幅がその最大振幅PAmaxの略8
0％以下になる時点（第６図のの時点）のカフ圧Ｐを
記憶するレジスタ、ｉは汎用のカウンタである。
ーチヤートである。図において、ステツプS41では一連
の初期設定をする。ここで、FLGは脈波信号PAの振幅が
増加を示したことを確認した旨のフラグ、PAmaxは脈波
信号PAの最大振幅PAmaxを記憶するレジスタ、PSYSは脈
波信号PAの振幅がその最大振幅PAmaxの略50％を超える
時点（第６図のの時点）のカフ圧Ｐを記憶するレジス
タ、PDIAは脈波信号PAの振幅がその最大振幅PAmaxの略8
0％以下になる時点（第６図のの時点）のカフ圧Ｐを
記憶するレジスタ、ｉは汎用のカウンタである。
ステツプS42ではMPU9が連続する脈波信号の差分ΔＰ＝P
Ai−PAi-1を求める。尚、ΔＰ検出の耐ノイズ性を高め
るために、PAi及びPAi-1として夫々移動平均値を採用し
ても良い。ステツプS43ではΔＰ≧０か否かの判別をす
る。ΔＰ≧０のときは脈波信号PAの振幅が増加中である
からステツプS48に進み、FLGに“1"をセツトする。ステ
ツプS49ではレジスタPAmaxの内容をより大きいもの（PA
i）で置き替える。ステツプS50ではカウンタｉに＋１す
る。また、ステツプS43の判別でΔＰ≧０でないときは
ステツプS45に進み、FLG＝１か否かを調べる。FLG＝１
でなければ脈波信号PAの振幅が一度も増加せずに減少し
たことを示し、これは無視される。またFLG＝１なら脈
波信号PAの振幅が増加から減少に転じたので第６図のPA
maxを検出したことになる。この時点のカフ圧Ｐは平
均血圧として知られている。フローはステツプS46に進
み、PSYSに最高血圧をストアする。具体的には、カウン
タｉを−１して順次PA（ｉ）を読み出し、その振幅が最
大振幅PAmaxの50％になつた時点のカフ圧Ｐ（ｉ）を読
み出してPSYSにストアする。ステツプS47ではPDIAに最
低血圧をストアする。具体的にはカウンタｉをPAmaxの
時点から＋１して順次PA（ｉ）を読み出し、その振幅が
最大振幅PAmaxの80％になつた時点のカフ圧Ｐ（ｉ）を
読み出してPDIAにストアする。ステツプS51では第４図
（Ｂ）のステツプS27で判定した最高血圧DSYSが（PSYS
−ｂ）≦DSYS≦（PSYS＋ａ）の範囲内か否かを調べる。
ここで、例えばａは10mmHg、ｂは10mmHgである。ステツ
プS51の判別で、もし範囲内でなければステツプS52に進
み、レジスタDSYSに“ERROR"の内容を書き込む。また範
囲内ならばステツプS52の処理をスキツプする。ステツ
プS53では第４図（Ｂ）のステツプS33で判定した最低血
圧DDIAが（PDIA−ｄ）≦DDIA≦（PDIA＋ｃ）の範囲内か
否かを調べる。ここで、例えばｃは10mmHg、ｄは10mmHg
である。もし範囲内でなければステツプS54に進み、レ
ジスタDDIAに“ERROR"の内容を書き込み、また範囲内な
らばステツプS54の処理をスキツプする。
Ai−PAi-1を求める。尚、ΔＰ検出の耐ノイズ性を高め
るために、PAi及びPAi-1として夫々移動平均値を採用し
ても良い。ステツプS43ではΔＰ≧０か否かの判別をす
る。ΔＰ≧０のときは脈波信号PAの振幅が増加中である
からステツプS48に進み、FLGに“1"をセツトする。ステ
ツプS49ではレジスタPAmaxの内容をより大きいもの（PA
i）で置き替える。ステツプS50ではカウンタｉに＋１す
る。また、ステツプS43の判別でΔＰ≧０でないときは
ステツプS45に進み、FLG＝１か否かを調べる。FLG＝１
でなければ脈波信号PAの振幅が一度も増加せずに減少し
たことを示し、これは無視される。またFLG＝１なら脈
波信号PAの振幅が増加から減少に転じたので第６図のPA
maxを検出したことになる。この時点のカフ圧Ｐは平
均血圧として知られている。フローはステツプS46に進
み、PSYSに最高血圧をストアする。具体的には、カウン
タｉを−１して順次PA（ｉ）を読み出し、その振幅が最
大振幅PAmaxの50％になつた時点のカフ圧Ｐ（ｉ）を読
み出してPSYSにストアする。ステツプS47ではPDIAに最
低血圧をストアする。具体的にはカウンタｉをPAmaxの
時点から＋１して順次PA（ｉ）を読み出し、その振幅が
最大振幅PAmaxの80％になつた時点のカフ圧Ｐ（ｉ）を
読み出してPDIAにストアする。ステツプS51では第４図
（Ｂ）のステツプS27で判定した最高血圧DSYSが（PSYS
−ｂ）≦DSYS≦（PSYS＋ａ）の範囲内か否かを調べる。
ここで、例えばａは10mmHg、ｂは10mmHgである。ステツ
プS51の判別で、もし範囲内でなければステツプS52に進
み、レジスタDSYSに“ERROR"の内容を書き込む。また範
囲内ならばステツプS52の処理をスキツプする。ステツ
プS53では第４図（Ｂ）のステツプS33で判定した最低血
圧DDIAが（PDIA−ｄ）≦DDIA≦（PDIA＋ｃ）の範囲内か
否かを調べる。ここで、例えばｃは10mmHg、ｄは10mmHg
である。もし範囲内でなければステツプS54に進み、レ
ジスタDDIAに“ERROR"の内容を書き込み、また範囲内な
らばステツプS54の処理をスキツプする。
第５図（Ｂ）は計測方法２における他の評価処理手順の
フローチヤートである。尚、第５図（Ａ）と同一行程に
は同一スキツプ番号を付して説明を省略する。第５図
（Ｂ）において、ステツプS61では一連の初期設定をす
る。ここで、PSYSは連続する脈波信号PAの振幅が所定値
ｑ以上急増した時点（第６図の〜の時点）のカフ圧
Ｐを記憶するレジスタ、PDIAは、MPU9が最大振幅PAmax
（第６図のの時点）をマークした後、連続する脈波信
号PAの振幅の減少の度合が所定値ｋ以下になつた時点
（第６図の〜の時点）のカフ圧Ｐを記憶するレジス
タ、ｉは汎用のカウンタである。
フローチヤートである。尚、第５図（Ａ）と同一行程に
は同一スキツプ番号を付して説明を省略する。第５図
（Ｂ）において、ステツプS61では一連の初期設定をす
る。ここで、PSYSは連続する脈波信号PAの振幅が所定値
ｑ以上急増した時点（第６図の〜の時点）のカフ圧
Ｐを記憶するレジスタ、PDIAは、MPU9が最大振幅PAmax
（第６図のの時点）をマークした後、連続する脈波信
号PAの振幅の減少の度合が所定値ｋ以下になつた時点
（第６図の〜の時点）のカフ圧Ｐを記憶するレジス
タ、ｉは汎用のカウンタである。
ステツプS43ではΔＰ≧０か否かの判別をする。ΔＰ≧
０のときはステツプS65でΔＰ≧ｑか否かを調べ、ΔＰ
≧ｑなら連続する脈波信号PAの振幅が所定値ｑ以上急増
したのでステツプS66に進み、レジスタPSYSにその時点
のカフ圧Piを格納する。またΔＰ≧ｑでないならステツ
プS66をスキツプする。またステツプS43の判別でΔＰ≧
０でないときは脈波信号PAの振幅が減少であるからステ
ツプS67に進み、｜ΔP|≦ｋか否かを調べる。この場
合、図示しないが、好ましくは一旦所定以上の減少の度
合を示したことを確認し、その後において、｜ΔP|≦ｋ
か否かを調べる。｜ΔP|≦ｋなら連続する脈波信号PAの
振幅が急減状態から低減状態に変化したのでステツプS6
8に進み、レジスタPDIAにその直前のカフ圧Pi-1を格納
する。また｜ΔP|≦ｋでないならステツプS68をスキツ
プする。ステツプS69ではカウンタｉの内容がＭか否か
を調べる。Ｍは血圧測定中に記憶した脈波信号PAの総数
である。もしｉ＝ＭでなければステツプS50でカウンタ
ｉに＋１してステツプS42に戻り、またｉ＝Ｍならステ
ツプS51に進む。
０のときはステツプS65でΔＰ≧ｑか否かを調べ、ΔＰ
≧ｑなら連続する脈波信号PAの振幅が所定値ｑ以上急増
したのでステツプS66に進み、レジスタPSYSにその時点
のカフ圧Piを格納する。またΔＰ≧ｑでないならステツ
プS66をスキツプする。またステツプS43の判別でΔＰ≧
０でないときは脈波信号PAの振幅が減少であるからステ
ツプS67に進み、｜ΔP|≦ｋか否かを調べる。この場
合、図示しないが、好ましくは一旦所定以上の減少の度
合を示したことを確認し、その後において、｜ΔP|≦ｋ
か否かを調べる。｜ΔP|≦ｋなら連続する脈波信号PAの
振幅が急減状態から低減状態に変化したのでステツプS6
8に進み、レジスタPDIAにその直前のカフ圧Pi-1を格納
する。また｜ΔP|≦ｋでないならステツプS68をスキツ
プする。ステツプS69ではカウンタｉの内容がＭか否か
を調べる。Ｍは血圧測定中に記憶した脈波信号PAの総数
である。もしｉ＝ＭでなければステツプS50でカウンタ
ｉに＋１してステツプS42に戻り、またｉ＝Ｍならステ
ツプS51に進む。
尚、上述の計測方法２では計測の進行と共に全ての脈波
信号PAとカフ圧Ｐを記憶しておいて、後にその性質を調
べたがこれに限らない。例えば第４図（Ａ），（Ｂ）の
処理と並行して第５図（Ａ）又は（Ｂ）の評価処理を進
めるように構成することが可能であり、その場合は途中
までの必要な脈波信号PAとカフ圧Ｐを記憶した時点で、
該記憶した脈波信号PAからその特徴点（最高血圧SYS付
近、最低血圧DIA付近）の情報を調べ、対応するカフ圧
Ｐを特定して記憶した後は、その都度不必要になつた脈
波信号PAとカフ圧Ｐをメモリから消す如くして、メモリ
の節約を図ることも可能である。
信号PAとカフ圧Ｐを記憶しておいて、後にその性質を調
べたがこれに限らない。例えば第４図（Ａ），（Ｂ）の
処理と並行して第５図（Ａ）又は（Ｂ）の評価処理を進
めるように構成することが可能であり、その場合は途中
までの必要な脈波信号PAとカフ圧Ｐを記憶した時点で、
該記憶した脈波信号PAからその特徴点（最高血圧SYS付
近、最低血圧DIA付近）の情報を調べ、対応するカフ圧
Ｐを特定して記憶した後は、その都度不必要になつた脈
波信号PAとカフ圧Ｐをメモリから消す如くして、メモリ
の節約を図ることも可能である。
［自動血圧計の調整］
この種の自動血圧計の最高、最低血圧表示は従来の医者
によるコロトコフ音の発現、消滅の認識点あるいは他の
基準となる測定方法の結果と一致することが医療上の観
点からも好ましい。このため、上記各計測方法の自動血
圧計は使用時に容易に外部から調整可能である。
によるコロトコフ音の発現、消滅の認識点あるいは他の
基準となる測定方法の結果と一致することが医療上の観
点からも好ましい。このため、上記各計測方法の自動血
圧計は使用時に容易に外部から調整可能である。
第８図は実施例の自動血圧計の調整システムのブロツク
構成図である。図において、31は自動血圧計からの所定
の信号を取り出すアダプタ、32は自動血圧計に接続する
コネクタ、33は自動血圧計の調整に必要なデータを処理
するセントラルプロセツシングユニツト（CPU）、34は
自動血圧計の調整に必要なデータを表示するCRT表示装
置、35はCPU33に指示を与えるキーボード（KBD）、36は
自動血圧計から取り出したデータを記憶する磁気ディス
ク装置（DSK）、39は医者等が、聴診法により、コロト
コフ音の発現、消滅を認識した時点で操作するスイツチ
である。
構成図である。図において、31は自動血圧計からの所定
の信号を取り出すアダプタ、32は自動血圧計に接続する
コネクタ、33は自動血圧計の調整に必要なデータを処理
するセントラルプロセツシングユニツト（CPU）、34は
自動血圧計の調整に必要なデータを表示するCRT表示装
置、35はCPU33に指示を与えるキーボード（KBD）、36は
自動血圧計から取り出したデータを記憶する磁気ディス
ク装置（DSK）、39は医者等が、聴診法により、コロト
コフ音の発現、消滅を認識した時点で操作するスイツチ
である。
アダプタ31において、37はA/D変換器であり、自動血圧
計内の各種アナログ信号TH3,SK,TH4,DKをデジタル変換
してCPU33に出力する。38はI/Oポートであり、自動血圧
計内のコロトコフ音パルス信号SKP,DKP及び外部で聴診
者（医者等）が操作するスイツチ39の信号を入力してCP
U33に出力する。CPU33は、測定の進行と共にこれらの入
力データを時系列に並べ、DSK36に一時的に記憶する。
一方、同時に医者等は、例えば聴診法により、測定の進
行と共にコロトコフ音の発現、消滅を認識した各時点で
スイツチ39を押す。第６図の信号SW（″及び″の時
点）はこの関係を示したものである。血圧測定後、CPU3
3はDSK36からこれらのデータを読み出し、CRT表示装置3
4に表示する。表示の仕方は、例えば第６図の信号SKか
ら信号SWまでのように表示する。これにより、医者等
は、CRT表示内容に基づき、自動血圧計のコロトコフ音
発現の検出時点′が聴診法による発現の認識時点″
と一致するか否かを容易に評価できる。もし一致すれば
信号TH3のレベルは適切である。また一致しなければ外
部からVR1を調整して信号SKPの発現検出時点を容易に調
整できる。また代りに、SK音信号フイルタ22のゲイン
（信号振幅）を調整するようにしても良い。また代り
に、SK音信号フイルタ22のフイルタ定数（通過帯域特性
等）を調整するようにしても良い。同様にして、操作者
は自動血圧計のコロトコフ音消滅の検出時点″が聴音
法による消滅の認識時点″と一致するか否かを容易に
評価できる。もし一致すれば信号TH4のレベルは適切で
ある。また一致しなければ外部からVR2を調整して信号D
KPの消滅検出時点を容易に調整できる。また代りに、DK
音信号フイルタ25のゲイン（信号振幅）を調整するよう
にしても良い。また代りに、DK音信号フイルタ25のフイ
ルタ定数（通過帯域特性等）を調整するようにしても良
い。こうして、コロトコフ音の発現時点の調整と消滅時
点の調整を別個に行えるので、より精密で正確な調整が
行える。
計内の各種アナログ信号TH3,SK,TH4,DKをデジタル変換
してCPU33に出力する。38はI/Oポートであり、自動血圧
計内のコロトコフ音パルス信号SKP,DKP及び外部で聴診
者（医者等）が操作するスイツチ39の信号を入力してCP
U33に出力する。CPU33は、測定の進行と共にこれらの入
力データを時系列に並べ、DSK36に一時的に記憶する。
一方、同時に医者等は、例えば聴診法により、測定の進
行と共にコロトコフ音の発現、消滅を認識した各時点で
スイツチ39を押す。第６図の信号SW（″及び″の時
点）はこの関係を示したものである。血圧測定後、CPU3
3はDSK36からこれらのデータを読み出し、CRT表示装置3
4に表示する。表示の仕方は、例えば第６図の信号SKか
ら信号SWまでのように表示する。これにより、医者等
は、CRT表示内容に基づき、自動血圧計のコロトコフ音
発現の検出時点′が聴診法による発現の認識時点″
と一致するか否かを容易に評価できる。もし一致すれば
信号TH3のレベルは適切である。また一致しなければ外
部からVR1を調整して信号SKPの発現検出時点を容易に調
整できる。また代りに、SK音信号フイルタ22のゲイン
（信号振幅）を調整するようにしても良い。また代り
に、SK音信号フイルタ22のフイルタ定数（通過帯域特性
等）を調整するようにしても良い。同様にして、操作者
は自動血圧計のコロトコフ音消滅の検出時点″が聴音
法による消滅の認識時点″と一致するか否かを容易に
評価できる。もし一致すれば信号TH4のレベルは適切で
ある。また一致しなければ外部からVR2を調整して信号D
KPの消滅検出時点を容易に調整できる。また代りに、DK
音信号フイルタ25のゲイン（信号振幅）を調整するよう
にしても良い。また代りに、DK音信号フイルタ25のフイ
ルタ定数（通過帯域特性等）を調整するようにしても良
い。こうして、コロトコフ音の発現時点の調整と消滅時
点の調整を別個に行えるので、より精密で正確な調整が
行える。
［計測方法３］
本発明はカフの昇圧中の血圧測定にも適用できることは
明らかである。計測方法３はカフの昇圧中の血圧測定に
関する。
明らかである。計測方法３はカフの昇圧中の血圧測定に
関する。
第９図は本発明による計測方法３の自動血圧計のブロツ
ク構成図である。第１図又は第３図と同一構成には同一
番号を付して説明を省略する。図において、28は脈動防
止フイルタ（ローパスフイルタ）であり、カフ加圧中の
ポンプ音等をカツトする。29はバイパスバルブであり、
脈動防止フイルタの流路をバイパスする。尚、ポンプ駆
動回路13はカフ２の加圧速度を制御可能である。
ク構成図である。第１図又は第３図と同一構成には同一
番号を付して説明を省略する。図において、28は脈動防
止フイルタ（ローパスフイルタ）であり、カフ加圧中の
ポンプ音等をカツトする。29はバイパスバルブであり、
脈動防止フイルタの流路をバイパスする。尚、ポンプ駆
動回路13はカフ２の加圧速度を制御可能である。
第10図はMPU9による計測方法３の計測制御手順のフロー
チヤートであり、第12図は計測方法３の自動血圧計の動
作タミングチヤートである。第10図において、ステツプ
S71では急排弁14及び定排弁15を閉鎖する。ステツプS72
では加圧ポンプ12をONにし、ステツプS73ではカフ圧の
表示をスタートする。ステツプS74ではカフ圧Ｐが20mmH
gになるのを待つ。20mmHgになるとステツプS75でバイパ
スバルブ29を閉鎖する。これにより空気は脈動防止フイ
ルタ28を介して供給される。ステツプS76ではカフ２の
昇圧速度を８秒当り50mmHgに制御する。昇圧中の最低血
圧UDIAの測定は予備的なものであり比較的ラフに行う。
ステツプS77ではＫ音発現（DKP開始）か否かを判別す
る。Ｋ音発現ならステツプS78でレジスタKUDIAにその時
点のカフ圧Ｐをストアする。これはカフ昇圧中に検出し
た最低血圧UDIAである。ステツプS79ではレジスタPADIA
にその時点の脈波振幅PAをストアする。このPADIAは最
低血圧UDIA検出時点の脈波振幅である。またステツプS7
7の判別でＫ音の発現でないならステツプS78,79をスキ
ツプする。ステツプS80では脈波振幅の最大値PAmaxを検
出する。PAmaxでない間はステツプS76に戻り、やがてPA
maxを検出するとステツプS81でレジスタMEANにその時点
のカフ圧Ｐをストアする。このMEANは平均血圧である。
ステツプS82ではカフ２の昇圧速度を12秒当り50mmHgに
制御する。昇圧中の最高血圧USYSの測定は１回しか行わ
ないので測定精度を高める。ステツプS83ではＫ音消滅
（SKP消滅）か否かを判別する。Ｋ音消滅でない間はス
テツプS82に戻る。やがてＫ音消滅するとステツプS84で
レジスタDSYSにその時点のカフ圧Ｐをストアする。この
DSYSはカフ昇圧中に検出した最高血圧SYSである。ステ
ツプS85ではレジスタPASYSにその時点の脈波振幅PAをス
トアする。このPASYSは最高血圧DSYS検出時点の脈波振
幅である。ステツプS86では加圧ポンプ12をOFFする。ス
テツプS87では急排弁14及び定排弁15を開放する。これ
によりカフ圧は急減する。ステツプS88ではカフ圧がMEA
N（平均血圧）＋10mmHgまで減圧されるのを待つ。やが
てカフ圧がMEAN＋10mmHgまで減圧されるとステツプS89
で急排弁14のみを閉鎖する。ステツプS90ではＫ音消滅
（DKP消滅）を待つ。Ｋ音消滅するとステツプS91でレジ
スタKDDIAにその時点のカフ圧Ｐ（消滅検出前の最後の
Ｋ音に対応するカフ圧）をストアする。このKDDIAはカ
フ減圧中に検出した最低血圧DDIAである。ステツプS92
ではバイパスバルブ29が、急排弁14を開放する。ステツ
プS93ではカフ圧Ｐが20mmHgを下まわるのを待つ。カフ
圧Ｐが20mmHgを下まわるとステツプS94で第11図の評価
処理を行う。ステツプS95では被験者の最高血圧DSYS、
最低血圧DDIAの情報等を表示する。
チヤートであり、第12図は計測方法３の自動血圧計の動
作タミングチヤートである。第10図において、ステツプ
S71では急排弁14及び定排弁15を閉鎖する。ステツプS72
では加圧ポンプ12をONにし、ステツプS73ではカフ圧の
表示をスタートする。ステツプS74ではカフ圧Ｐが20mmH
gになるのを待つ。20mmHgになるとステツプS75でバイパ
スバルブ29を閉鎖する。これにより空気は脈動防止フイ
ルタ28を介して供給される。ステツプS76ではカフ２の
昇圧速度を８秒当り50mmHgに制御する。昇圧中の最低血
圧UDIAの測定は予備的なものであり比較的ラフに行う。
ステツプS77ではＫ音発現（DKP開始）か否かを判別す
る。Ｋ音発現ならステツプS78でレジスタKUDIAにその時
点のカフ圧Ｐをストアする。これはカフ昇圧中に検出し
た最低血圧UDIAである。ステツプS79ではレジスタPADIA
にその時点の脈波振幅PAをストアする。このPADIAは最
低血圧UDIA検出時点の脈波振幅である。またステツプS7
7の判別でＫ音の発現でないならステツプS78,79をスキ
ツプする。ステツプS80では脈波振幅の最大値PAmaxを検
出する。PAmaxでない間はステツプS76に戻り、やがてPA
maxを検出するとステツプS81でレジスタMEANにその時点
のカフ圧Ｐをストアする。このMEANは平均血圧である。
ステツプS82ではカフ２の昇圧速度を12秒当り50mmHgに
制御する。昇圧中の最高血圧USYSの測定は１回しか行わ
ないので測定精度を高める。ステツプS83ではＫ音消滅
（SKP消滅）か否かを判別する。Ｋ音消滅でない間はス
テツプS82に戻る。やがてＫ音消滅するとステツプS84で
レジスタDSYSにその時点のカフ圧Ｐをストアする。この
DSYSはカフ昇圧中に検出した最高血圧SYSである。ステ
ツプS85ではレジスタPASYSにその時点の脈波振幅PAをス
トアする。このPASYSは最高血圧DSYS検出時点の脈波振
幅である。ステツプS86では加圧ポンプ12をOFFする。ス
テツプS87では急排弁14及び定排弁15を開放する。これ
によりカフ圧は急減する。ステツプS88ではカフ圧がMEA
N（平均血圧）＋10mmHgまで減圧されるのを待つ。やが
てカフ圧がMEAN＋10mmHgまで減圧されるとステツプS89
で急排弁14のみを閉鎖する。ステツプS90ではＫ音消滅
（DKP消滅）を待つ。Ｋ音消滅するとステツプS91でレジ
スタKDDIAにその時点のカフ圧Ｐ（消滅検出前の最後の
Ｋ音に対応するカフ圧）をストアする。このKDDIAはカ
フ減圧中に検出した最低血圧DDIAである。ステツプS92
ではバイパスバルブ29が、急排弁14を開放する。ステツ
プS93ではカフ圧Ｐが20mmHgを下まわるのを待つ。カフ
圧Ｐが20mmHgを下まわるとステツプS94で第11図の評価
処理を行う。ステツプS95では被験者の最高血圧DSYS、
最低血圧DDIAの情報等を表示する。
第11図はMPU9による評価手順のフローチヤートである。
ステツプS101では｛（0.5−α）×PAmax｝≦PASYS≦
｛（0.5＋α）×PAmax｝か否かを判別する。PASYSが上
記範囲内にあればステツプS84で検出した最高血圧DSYS
は正しいと判断される。またPASYSが上記範囲内にない
時はステツプS102でレジスタDSYSに“ERROR"メツセージ
をストアする。ステツプS103では｛（0.8−β）×PAma
x｝≦PADIA≦｛（0.8＋β）×PAmax｝か否かを判別す
る。PASYSが上記範囲内にあればステツプS78で検出した
最低血圧KUDIAは一応確からしいと推定される。またPAS
YSが上記範囲内にない時はステツプS104でレジスタKUDI
AにERROR情報（例えばFF）をストアする。ステツプS105
では|KUDIA−KDDIA|≦15mmHgか否かを判別する。該判別
が範囲内ならステツプS109でレジスタDDIAにステツプS9
1で検出したKDDIAの内容をストアする。最低血圧の表示
はカフ減圧時の測定結果を優先させる。またステツプS1
05の判別が範囲外ならステツプS106でKUDIA＝ERROR情報
か否かを判別する。KUDIA＝ERROR情報ならステツプS107
でDDIAに“ERROR"メツセージをストアする。またKUDIA
＝ERROR情報でなければステツプS108でDDIAにKUDIAの内
容をストアする。KUDIAはステツプS103の評価を通過し
ているので最低血圧の表示に採用可能である。
ステツプS101では｛（0.5−α）×PAmax｝≦PASYS≦
｛（0.5＋α）×PAmax｝か否かを判別する。PASYSが上
記範囲内にあればステツプS84で検出した最高血圧DSYS
は正しいと判断される。またPASYSが上記範囲内にない
時はステツプS102でレジスタDSYSに“ERROR"メツセージ
をストアする。ステツプS103では｛（0.8−β）×PAma
x｝≦PADIA≦｛（0.8＋β）×PAmax｝か否かを判別す
る。PASYSが上記範囲内にあればステツプS78で検出した
最低血圧KUDIAは一応確からしいと推定される。またPAS
YSが上記範囲内にない時はステツプS104でレジスタKUDI
AにERROR情報（例えばFF）をストアする。ステツプS105
では|KUDIA−KDDIA|≦15mmHgか否かを判別する。該判別
が範囲内ならステツプS109でレジスタDDIAにステツプS9
1で検出したKDDIAの内容をストアする。最低血圧の表示
はカフ減圧時の測定結果を優先させる。またステツプS1
05の判別が範囲外ならステツプS106でKUDIA＝ERROR情報
か否かを判別する。KUDIA＝ERROR情報ならステツプS107
でDDIAに“ERROR"メツセージをストアする。またKUDIA
＝ERROR情報でなければステツプS108でDDIAにKUDIAの内
容をストアする。KUDIAはステツプS103の評価を通過し
ているので最低血圧の表示に採用可能である。
尚、上述各計測方法では最高血圧、最低血圧の判定情報
をLED表示器10に表示したが、これに限らない。他に音
声等により出力しても良い。
をLED表示器10に表示したが、これに限らない。他に音
声等により出力しても良い。
また、上述各計測方法ではコネクタ11を介して取り出し
た信号をCPU33を介して処理する構成としたが、これに
限らない。他にも、より簡便な構成として、例えばこれ
らの信号を所定のトリガーにより直接的にCRT装置等で
比較して見ることができるし、これにより聴診法の認識
結果と比較することが可能である。あるいは、信号SKP,
DKP等により直接的にスピーカ等に所定音を発生させる
ようにしても、聴診法の認識結果と比較することが可能
である。
た信号をCPU33を介して処理する構成としたが、これに
限らない。他にも、より簡便な構成として、例えばこれ
らの信号を所定のトリガーにより直接的にCRT装置等で
比較して見ることができるし、これにより聴診法の認識
結果と比較することが可能である。あるいは、信号SKP,
DKP等により直接的にスピーカ等に所定音を発生させる
ようにしても、聴診法の認識結果と比較することが可能
である。
以上述べた如く本発明によれば、カフ圧信号の脈波信号
成分の推移に基づいて被験者の最高血圧が存在し得る範
囲と最低血圧が存在し得る範囲を設定するので、特に振
動性ノイズによる誤認識及びセンサの位置ずれ、センサ
の不良等による誤認識を有効に監視でき、計測が正しく
行えたか否かを正しく判断できる。
成分の推移に基づいて被験者の最高血圧が存在し得る範
囲と最低血圧が存在し得る範囲を設定するので、特に振
動性ノイズによる誤認識及びセンサの位置ずれ、センサ
の不良等による誤認識を有効に監視でき、計測が正しく
行えたか否かを正しく判断できる。
また本発明によれば、コロトコフ音信号又は所定閾値の
信号等を外部に取り出す信号取出手段及びそれらの信号
を基にしての調整手段を備えるので、血圧測定の状態が
容易に把握でき、使用時の校正が容易に行える。
信号等を外部に取り出す信号取出手段及びそれらの信号
を基にしての調整手段を備えるので、血圧測定の状態が
容易に把握でき、使用時の校正が容易に行える。
また本発明によれば、聴診法又は他の基準となる測定結
果と容易に比較できるので、種々の使用目的に容易に対
処できる。
果と容易に比較できるので、種々の使用目的に容易に対
処できる。
Claims (2)
- 【請求項１】コロトコフ音信号に基づき被検者の血圧を
測定する自動血圧計において、 カフ圧を検出してカフ圧信号を出力するカフ圧検出手段
と、 コロトコフ音を検出してコロトコフ音信号を出力するコ
ロトコフ音検出手段と、 前記検出したコロトコフ音信号について増幅、フィルタ
リングの処理を行い、該処理をしたコロトコフ音信号と
所定閾値を比較することにより該所定閾値を越えるコロ
トコフ音信号を抽出するコロトコフ音信号処理手段と、 前記抽出したコロトコフ音信号に基づいて最高血圧及び
最低血圧を判定する血圧判定手段と、 前記検出したカフ圧信号の脈波信号成分の振幅の推移に
基づいて被検者の最高血圧の存在し得る範囲と最低血圧
の存在し得る範囲を設定する範囲設定手段と、 前記血圧判定手段が判定した血圧が前記範囲設定手段が
設定した範囲に含まれるか否かを判定する評価手段と、 前記評価手段による判定結果の情報を前記血圧判定結果
が判定した血圧の情報と共に、又は該血圧の情報に代え
て表示する表示手段を備えることを特徴とする自動血圧
計。 - 【請求項２】コロトコフ音信号に基づき被検者の血圧を
測定する自動血圧計において、 検出したコロトコフ信号について増幅、フィルタリング
の処理を行い、該処理をしたコロトコフ音信号と所定閾
値を比較することにより該所定閾値を越えるコロトコフ
音信号を抽出するコロトコフ音信号処理手段と、 前記抽出したコロトコフ音信号に基づいて最高血圧及び
最低血圧を判定する血圧判定手段と、 前記処理をしたコロトコフ音信号及び前記所定閾値の信
号を調整するために表示する表示手段と、 前記処理をしたコロトコフ音信号の振幅又はフィルタ定
数及び前記所定閾値を外部から調整できる調整手段を備
えることを特徴とする自動血圧計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63-506699A JPH0685765B2 (ja) | 1987-08-11 | 1988-08-11 | 自動血圧計 |
Applications Claiming Priority (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62-199156 | 1987-08-11 | ||
| JP19915687 | 1987-08-11 | ||
| JP19915587 | 1987-08-11 | ||
| JP62-199155 | 1987-08-11 | ||
| JP63-506699A JPH0685765B2 (ja) | 1987-08-11 | 1988-08-11 | 自動血圧計 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPWO1989001310A1 JPWO1989001310A1 (ja) | 1990-04-05 |
| JPH0685765B1 JPH0685765B1 (ja) | 1994-11-02 |
| JPH0685765B2 true JPH0685765B2 (ja) | 1994-11-02 |
Family
ID=27327607
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63-506699A Expired - Lifetime JPH0685765B2 (ja) | 1987-08-11 | 1988-08-11 | 自動血圧計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0685765B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012000254A (ja) * | 2010-06-16 | 2012-01-05 | Terumo Corp | 血圧計 |
| CN119488275B (zh) * | 2024-11-05 | 2025-07-15 | 北京华益精点生物技术有限公司 | 基于电子柯氏音法的智能血压测量方法和系统 |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4842755B2 (ja) | 2006-10-04 | 2011-12-21 | 株式会社竹中工務店 | 超高強度鋼で製作された波形鋼板を用いた耐震壁 |
-
1988
- 1988-08-11 JP JP63-506699A patent/JPH0685765B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4842755B2 (ja) | 2006-10-04 | 2011-12-21 | 株式会社竹中工務店 | 超高強度鋼で製作された波形鋼板を用いた耐震壁 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0685765B1 (ja) | 1994-11-02 |
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