JPH088907B2 - 電子血圧計 - Google Patents
電子血圧計Info
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- JPH088907B2 JPH088907B2 JP61119754A JP11975486A JPH088907B2 JP H088907 B2 JPH088907 B2 JP H088907B2 JP 61119754 A JP61119754 A JP 61119754A JP 11975486 A JP11975486 A JP 11975486A JP H088907 B2 JPH088907 B2 JP H088907B2
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- 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 for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
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- Veterinary Medicine (AREA)
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Description
【発明の詳細な説明】 （イ）産業上の利用分野 この発明は，電子血圧計の改良に関する。
（ロ）従来の技術 従来，いわゆる振動法を採用している電子血圧計とし
ては，カフと，このカフ内の空気を加圧する（以下カフ
を加圧するという）加圧ポンプと，カフ内の空気を減圧
する排気弁と，カフ内の空気圧（以下カフ圧という）を
検出する圧力センサと，マイクロコンピュータ（MPU）
を備えたものが知られている。このMPUは，圧力センサ
の出力信号より脈波成分を検出し，この脈波成分より脈
波振幅値を算出すると共に，カフ圧と脈波振幅値より最
高血圧値（SYS）及び最低血圧値（DIA）を決定する機能
を含んでいる。
ては，カフと，このカフ内の空気を加圧する（以下カフ
を加圧するという）加圧ポンプと，カフ内の空気を減圧
する排気弁と，カフ内の空気圧（以下カフ圧という）を
検出する圧力センサと，マイクロコンピュータ（MPU）
を備えたものが知られている。このMPUは，圧力センサ
の出力信号より脈波成分を検出し，この脈波成分より脈
波振幅値を算出すると共に，カフ圧と脈波振幅値より最
高血圧値（SYS）及び最低血圧値（DIA）を決定する機能
を含んでいる。
上記従来の電子血圧計において，脈波振幅値とカフ圧
とより最高血圧値及び最低血圧値を決定する手順として
は，以下に説明する，しきい値を使用するものが代表的
なものである。
とより最高血圧値及び最低血圧値を決定する手順として
は，以下に説明する，しきい値を使用するものが代表的
なものである。
脈波は，カフの加圧により，一旦動脈の血流を止めら
れた動脈に，カフ圧を一定微速度で減圧する際に血液が
流れようとする時に発生する動脈の体積変動がカフに伝
わり観測されるものである。そして，脈波振幅値Apは，
第５図（ｂ）及び第５図（ｃ）に示すように，カフ圧Pc
の減少につれて大きくなり，最大値Ap maxとつた後徐々
に減少していく。
れた動脈に，カフ圧を一定微速度で減圧する際に血液が
流れようとする時に発生する動脈の体積変動がカフに伝
わり観測されるものである。そして，脈波振幅値Apは，
第５図（ｂ）及び第５図（ｃ）に示すように，カフ圧Pc
の減少につれて大きくなり，最大値Ap maxとつた後徐々
に減少していく。
脈波振幅値増加過程において，最大脈波振幅値Ap max
の所定割合であるしきい値に最も近い脈波振幅値が観測
された時点のカフ圧が最高血圧値と決定される。また，
脈波振幅値減少過程において，最大脈波振幅値の所定割
合である他のしき値に最も近い脈波振幅値が観測された
時点のカフ圧が最低血圧値と決定される（第５図（ａ）
及び第５図（ｃ）参照，なお第５図（ｃ）中には，最高
血圧値決定のためのしきい値として最大脈波振幅値Ap m
axの60％，最低血圧値決定のためのしきい値として最大
脈波振幅値Ap maxの70％の値がそれぞれ示されてい
る。） （ハ）発明が解決しようとする問題点 上記従来の電子血圧計においては，聴診法により測定
された正確な血圧値に対して，系統的な誤差が生じる不
都合があつた。このことを第６図（ａ）及び第６図
（ｂ）に基づいて以下に説明する。
の所定割合であるしきい値に最も近い脈波振幅値が観測
された時点のカフ圧が最高血圧値と決定される。また，
脈波振幅値減少過程において，最大脈波振幅値の所定割
合である他のしき値に最も近い脈波振幅値が観測された
時点のカフ圧が最低血圧値と決定される（第５図（ａ）
及び第５図（ｃ）参照，なお第５図（ｃ）中には，最高
血圧値決定のためのしきい値として最大脈波振幅値Ap m
axの60％，最低血圧値決定のためのしきい値として最大
脈波振幅値Ap maxの70％の値がそれぞれ示されてい
る。） （ハ）発明が解決しようとする問題点 上記従来の電子血圧計においては，聴診法により測定
された正確な血圧値に対して，系統的な誤差が生じる不
都合があつた。このことを第６図（ａ）及び第６図
（ｂ）に基づいて以下に説明する。
第６図（ａ）は，同一被測定者に対して同時に測定さ
れた，聴診法による最高血圧値SAUS（mmHg）と，振動法
による最高血圧値SOSC（mmHg）の相関を示す図である。
なお振動法により最高血圧値SOSC決定のためのしきい値
は，最大脈波振幅値Ap maxの60％に設定されている。
れた，聴診法による最高血圧値SAUS（mmHg）と，振動法
による最高血圧値SOSC（mmHg）の相関を示す図である。
なお振動法により最高血圧値SOSC決定のためのしきい値
は，最大脈波振幅値Ap maxの60％に設定されている。
この場合には，高血圧患者に対しては，最高血圧値S
OSCが低目に測定され，低血圧患者に対しては，最高血
圧値SOSCが高目に測定されている。第６図（ａ）中の直
線Ｌ′ｓは，最高血圧値SOSC及びSAUSとの相関を直線で
近似したものである。この直線Ｌ′ｓは，以下の一次式
で表わされる。
OSCが低目に測定され，低血圧患者に対しては，最高血
圧値SOSCが高目に測定されている。第６図（ａ）中の直
線Ｌ′ｓは，最高血圧値SOSC及びSAUSとの相関を直線で
近似したものである。この直線Ｌ′ｓは，以下の一次式
で表わされる。
SOSC＝as・SAUS＋bs ……（１） as及びbsの具体的な値は，それぞれ0.91（無次元）及び
11.2（mmHg）である。
11.2（mmHg）である。
一方，第６図（ｂ）は，同一被測定者に対して同時に
測定された，聴診法による最低血圧値DAUS（mmHg）と，
振動法による最低血圧値DOSC（mmHg）の相関を示す図で
ある。振動法による最低血圧値DOSC決定のためのしきい
値は，最大脈波振幅値Ap maxの70％に設定されている。
測定された，聴診法による最低血圧値DAUS（mmHg）と，
振動法による最低血圧値DOSC（mmHg）の相関を示す図で
ある。振動法による最低血圧値DOSC決定のためのしきい
値は，最大脈波振幅値Ap maxの70％に設定されている。
この場合にも，高血圧患者に対しては，最低血圧値D
OSCが低目に測定され，低血圧患者に対しては，最低血
圧値DOSCが高目に測定されている。第６図（ｂ）中の直
線Ｌ′ｄは，最低血圧値DOSC及びDAUSとの相関を直線で
近似したものである。この直線Ｌ′ｄは，以下の一次式
で表わされる。
OSCが低目に測定され，低血圧患者に対しては，最低血
圧値DOSCが高目に測定されている。第６図（ｂ）中の直
線Ｌ′ｄは，最低血圧値DOSC及びDAUSとの相関を直線で
近似したものである。この直線Ｌ′ｄは，以下の一次式
で表わされる。
DOSC＝ad・DAUS＋bd ……（２） ad及びbsの具体的な数値は，それぞれ0.91（無次元）及
び7.5（mmHg）である。
び7.5（mmHg）である。
以上の説明では，最高血圧値SOSCとSAUS，最低血圧値
DOSCとDAUSとの相関式を，それぞれ一次式としている
が,2次以上の高次式等で表わしてもよく一般的には，以
下の式（３）及び（４）でそれぞれ表わされる。
DOSCとDAUSとの相関式を，それぞれ一次式としている
が,2次以上の高次式等で表わしてもよく一般的には，以
下の式（３）及び（４）でそれぞれ表わされる。
SOSC＝fs（SAUS） ……（３） DOSC＝fd（DAUS） ……（４） この発明は，上記不都合に鑑みなされたものであり，
振動法により血圧値を決定する際に生じる誤差を排除
し，高血圧患者及び低血圧患者に対しても正確に血圧値
測定を行うことができる電子血圧計の提供を目的として
いる。
振動法により血圧値を決定する際に生じる誤差を排除
し，高血圧患者及び低血圧患者に対しても正確に血圧値
測定を行うことができる電子血圧計の提供を目的として
いる。
（ニ）問題点を解決するための手段 上記不都合を解決するための手段として，この発明の
特許請求の範囲第１項記載の電子血圧計は、カフと、こ
のカフ内の流体を加圧する加圧手段と、前記カフ内の流
体を減圧する減圧手段と、前記カフ内の流体圧を検出す
る圧力検出手段と、脈波成分を検出する脈波成分検出手
段と、この脈波成分検出手段で検出された脈波成分より
脈波振幅値を算出する脈波振幅値算出手段と、この脈波
振幅値算出手段の出力信号及び前記圧力検出手段の出力
信号に基づいて最高血圧値及び最低血圧値を決定する血
圧値決定手段とを備えてなるものにおいて、前記血圧値
決定手段により決定された最高血圧値の一次式で表され
る補正式に基づき、最高血圧値に補正演算を施す血圧値
補正手段を設けたことを特徴とする。
特許請求の範囲第１項記載の電子血圧計は、カフと、こ
のカフ内の流体を加圧する加圧手段と、前記カフ内の流
体を減圧する減圧手段と、前記カフ内の流体圧を検出す
る圧力検出手段と、脈波成分を検出する脈波成分検出手
段と、この脈波成分検出手段で検出された脈波成分より
脈波振幅値を算出する脈波振幅値算出手段と、この脈波
振幅値算出手段の出力信号及び前記圧力検出手段の出力
信号に基づいて最高血圧値及び最低血圧値を決定する血
圧値決定手段とを備えてなるものにおいて、前記血圧値
決定手段により決定された最高血圧値の一次式で表され
る補正式に基づき、最高血圧値に補正演算を施す血圧値
補正手段を設けたことを特徴とする。
又、この発明の特許請求の範囲第２項記載の電子血圧
計は、カフと、このカフ内の流体を加圧する加圧手段
と、前記カフ内の流体を減圧する減圧手段と、前記カフ
内の流体圧を検出する圧力検出手段と、脈波成分を検出
する脈波成分検出手段と、この脈波成分検出手段で検出
された脈波成分より脈波振幅値を算出する脈波振幅値算
出手段と、この脈波振幅値算出手段の出力信号及び前記
圧力検出手段の出力信号に基づいて最高血圧値及び最低
血圧値を決定する血圧値決定手段とを備えてなるものに
おいて、前記血圧値決定手段により決定された最低血圧
値の一次式で表される補正式に基づき、最低血圧値に補
正演算を施す血圧値補正手段を設けたことを特徴とす
る。
計は、カフと、このカフ内の流体を加圧する加圧手段
と、前記カフ内の流体を減圧する減圧手段と、前記カフ
内の流体圧を検出する圧力検出手段と、脈波成分を検出
する脈波成分検出手段と、この脈波成分検出手段で検出
された脈波成分より脈波振幅値を算出する脈波振幅値算
出手段と、この脈波振幅値算出手段の出力信号及び前記
圧力検出手段の出力信号に基づいて最高血圧値及び最低
血圧値を決定する血圧値決定手段とを備えてなるものに
おいて、前記血圧値決定手段により決定された最低血圧
値の一次式で表される補正式に基づき、最低血圧値に補
正演算を施す血圧値補正手段を設けたことを特徴とす
る。
（ホ）作用 この発明の電子血圧計は血圧値決定手段により決定さ
れた最高血圧値に補正演算を施す場合には，前記相関式
（３）を聴診法により測定された最高血圧値SAUSについ
て解いた形の式 SAUS＝gs（SOSC） ……（５） に基づいて補正し，振動法により測定された最高血圧値
SOSCより前記系統誤差を排除する。
れた最高血圧値に補正演算を施す場合には，前記相関式
（３）を聴診法により測定された最高血圧値SAUSについ
て解いた形の式 SAUS＝gs（SOSC） ……（５） に基づいて補正し，振動法により測定された最高血圧値
SOSCより前記系統誤差を排除する。
また，血圧値決定手段により決定された最低血圧値に
補正演算を施す場合には，前記相関式（４）を，聴診法
により測定された正確な最低血圧値DAUSについて解いた
形の式 DAUS＝gd（DOSC） ……（６） に基づいて補正し，振動法により測定された最高血圧値
DOSCより系統誤差を排除する。
補正演算を施す場合には，前記相関式（４）を，聴診法
により測定された正確な最低血圧値DAUSについて解いた
形の式 DAUS＝gd（DOSC） ……（６） に基づいて補正し，振動法により測定された最高血圧値
DOSCより系統誤差を排除する。
（ヘ）実施例 この発明の一実施例を，第１図ないし第３図，第４図
（ａ）及び第４図（ｂ）に基づいて以下に説明する。
（ａ）及び第４図（ｂ）に基づいて以下に説明する。
まず，この実施例に係る電子血圧計の血圧値決定のた
めのしきい値と，補正演算のための補正式について説明
する。
めのしきい値と，補正演算のための補正式について説明
する。
この実施例の電子血圧計においては，最高血圧値決定
のためのしきい値は，最大脈波振幅値Ap maxの60％の値
に，また，最低血圧値決定のためのしきい値は，最大脈
波振幅値Ap maxの70％の値にそれぞれ設定されている。
のためのしきい値は，最大脈波振幅値Ap maxの60％の値
に，また，最低血圧値決定のためのしきい値は，最大脈
波振幅値Ap maxの70％の値にそれぞれ設定されている。
補正演算のための補正式としては，最高血圧値につい
ては，以下の式（５）が用いられる。
ては，以下の式（５）が用いられる。
SYS＝（Ｓ−bs）/as ……（５） as＝0.91 ……（６） bs＝11.2（mmHg） ……（７） ここで,SYSは最終的に決定される最高血圧値,Sは血圧値
決定手段で決定された，補正演算を施す前の最高血圧値
（以下最高血圧候補値という）である。式（５）は，前
記式（１）を最高血圧値SAUSについて解いた形となつて
いる。
決定手段で決定された，補正演算を施す前の最高血圧値
（以下最高血圧候補値という）である。式（５）は，前
記式（１）を最高血圧値SAUSについて解いた形となつて
いる。
一方，最低血圧値についての補正式としては以下の一
次式（８）が採用されている。
次式（８）が採用されている。
DIA＝（Ｄ−bd）/ad ……（８） ad＝0.91 ……（９） bd＝7.5（mmHg） ……（10） ここで,DIAは最終的な最低血圧値,Dは血圧値決定手段で
決定された，補正演算を施す前の最低血圧値（以下最低
血圧候補値という）である。この式（６）も，前記式
（２）を最低血圧値DAUSについて解いた形となつてい
る。
決定された，補正演算を施す前の最低血圧値（以下最低
血圧候補値という）である。この式（６）も，前記式
（２）を最低血圧値DAUSについて解いた形となつてい
る。
次に，この実施例の電子血圧計１の具体的な構成を第
２図及び第３図を参照しながら以下に説明する。
２図及び第３図を参照しながら以下に説明する。
第２図は，この実施例に係る電子血圧計１の外観斜視
図である。２は，帯状の空気袋よりなるカフである。こ
のカフ２は，フレキシブルなチユーブ３を介して電子血
圧計本体４に接続される。電子血圧計本体４上面には，
液晶表示素子等よりなる表示器5,電源スイツチ６及び測
定スイツチ７が設けられている。
図である。２は，帯状の空気袋よりなるカフである。こ
のカフ２は，フレキシブルなチユーブ３を介して電子血
圧計本体４に接続される。電子血圧計本体４上面には，
液晶表示素子等よりなる表示器5,電源スイツチ６及び測
定スイツチ７が設けられている。
第３図は，電子血圧計１の空気系と測定回路のブロツ
ク図を示す。カフ２には，チユーブ３及び配管8a,8b,8c
を介して加圧ポンプ（加圧手段）9,排気弁（減圧手段）
10及び圧力センサ（圧力検出手段）11が接続されてい
る。排気弁10は，急速排気弁と微速排気弁の２種類の弁
より構成されている。圧力センサ11には，ひずみゲージ
を使用したダイヤフラム式圧力変換器又は半導体圧力変
換素子等を使用する。また，前記加圧ポンプ９と排気弁
10は，後述のマイクロコンピユータ（MPU）14によつて
制御される。
ク図を示す。カフ２には，チユーブ３及び配管8a,8b,8c
を介して加圧ポンプ（加圧手段）9,排気弁（減圧手段）
10及び圧力センサ（圧力検出手段）11が接続されてい
る。排気弁10は，急速排気弁と微速排気弁の２種類の弁
より構成されている。圧力センサ11には，ひずみゲージ
を使用したダイヤフラム式圧力変換器又は半導体圧力変
換素子等を使用する。また，前記加圧ポンプ９と排気弁
10は，後述のマイクロコンピユータ（MPU）14によつて
制御される。
圧力センサ11の出力信号は，増幅器12で増幅され，ア
ナログ／デジタル（A/D）変換器13によりデジタル信号
に変換される。MPU14は,A/D変換器13によりデジタル変
換された圧力センサ11の出力信号を一定周期で取込む。
MPU14は，圧力センサ11の出力信号より脈波成分を検出
する機能，脈波振幅値を算出する機能，最高血圧候補値
及び最低血圧候補値を決定する機能，これら最高血圧候
補値及び最低血圧候補値に補正演算を施す機能，加圧ポ
ンプ９及び排気弁10を制御する機能等を備えている。さ
らに,MPU14には，最高血圧値及び最低血圧値を表示する
ための前記表示器５並びに電源スイツチ６及び測定スイ
ツチ７が接続されている。
ナログ／デジタル（A/D）変換器13によりデジタル信号
に変換される。MPU14は,A/D変換器13によりデジタル変
換された圧力センサ11の出力信号を一定周期で取込む。
MPU14は，圧力センサ11の出力信号より脈波成分を検出
する機能，脈波振幅値を算出する機能，最高血圧候補値
及び最低血圧候補値を決定する機能，これら最高血圧候
補値及び最低血圧候補値に補正演算を施す機能，加圧ポ
ンプ９及び排気弁10を制御する機能等を備えている。さ
らに,MPU14には，最高血圧値及び最低血圧値を表示する
ための前記表示器５並びに電源スイツチ６及び測定スイ
ツチ７が接続されている。
次に，この実施例に係る電子血圧計１の動作を，第１
図を主に参照しながら以下に説明する。
図を主に参照しながら以下に説明する。
最初にカフ２を被測定者の上腕に巻着し，電源スイツ
チ６をオンする。電源スイツチ６がオンされると,MPU14
は，測定スイツチ７がオンされているか否かを判定し，
オンされていない場合にはの判定処理を反復し，ここで
待機する（ステツプST（以下STという）1,第１図参
照）。
チ６をオンする。電源スイツチ６がオンされると,MPU14
は，測定スイツチ７がオンされているか否かを判定し，
オンされていない場合にはの判定処理を反復し，ここで
待機する（ステツプST（以下STという）1,第１図参
照）。
ST1で，測定スイツチ７がオンされると,MPU14が加圧
ポンプ９を作動させ（ST2），カフ２の加圧がされる。
この間,MPU14は，カフ圧PcをA/D変換器13より取込み，
カフ圧Pcが所定のカフ圧に達したか否かを判定する（ST
3）。
ポンプ９を作動させ（ST2），カフ２の加圧がされる。
この間,MPU14は，カフ圧PcをA/D変換器13より取込み，
カフ圧Pcが所定のカフ圧に達したか否かを判定する（ST
3）。
ST3でカフ圧Pcが所定値に達したと判定されると,ST4
に進み,MPU14が加圧ポンプ９を停止させると共に，排気
弁10の微速排気弁を開け，カフ２の微速排気が開始され
る（ST5）。
に進み,MPU14が加圧ポンプ９を停止させると共に，排気
弁10の微速排気弁を開け，カフ２の微速排気が開始され
る（ST5）。
次のST6では，先ず，タイマT1のカウントが開始され
る。このタイマT1は，脈波成分より脈波振幅値Ap（ｎ）
を算出する周期を決定するためのものであり,1秒から２
秒の間に設定されている。さらにST7では，タイマT2の
カウントが開始される。このタイマT2は,MPU14がA/D変
換器13よりカフ圧Pc（ｉ）を取込むサンプリング周期を
決定するためのものである。この周期は,10〜50msの間
に設定されている。
る。このタイマT1は，脈波成分より脈波振幅値Ap（ｎ）
を算出する周期を決定するためのものであり,1秒から２
秒の間に設定されている。さらにST7では，タイマT2の
カウントが開始される。このタイマT2は,MPU14がA/D変
換器13よりカフ圧Pc（ｉ）を取込むサンプリング周期を
決定するためのものである。この周期は,10〜50msの間
に設定されている。
ST8でタイマT2がタイムアツプするまで待機し，タイ
マT2がタイムアツプしたと判定されると,ST9へ進む。ST
9では,MPU14はカフ圧データPc（ｉ）をA/D変換器13より
取込む。さらにST10では，これらカフ圧データPc（ｉ）
より脈波成分値Pu（ｉ）が検出される。
マT2がタイムアツプしたと判定されると,ST9へ進む。ST
9では,MPU14はカフ圧データPc（ｉ）をA/D変換器13より
取込む。さらにST10では，これらカフ圧データPc（ｉ）
より脈波成分値Pu（ｉ）が検出される。
脈波成分を検出する手段としては，帯域フイルタを使
用するアナログ的手段も多用されているが，この実施例
においては,MPU14の演算処理によるデジタルフイルタを
採用している。このデジタルフイルタの演算処理は，先
ず，今回のサンプリングデータ取込まれたPc（ｉ）を変
数ｘ（ｉ）とおく。
用するアナログ的手段も多用されているが，この実施例
においては,MPU14の演算処理によるデジタルフイルタを
採用している。このデジタルフイルタの演算処理は，先
ず，今回のサンプリングデータ取込まれたPc（ｉ）を変
数ｘ（ｉ）とおく。
ｘ（ｉ）＝Pc（ｉ） ……（11） 次に，前回のサンプリングで得られている変数ｘ（ｉ
−１）と他の変数ｙ（ｉ−１）より，変数ｙ（ｉ）の値
を以下の（12）式より算出する。
−１）と他の変数ｙ（ｉ−１）より，変数ｙ（ｉ）の値
を以下の（12）式より算出する。
αｙ（ｉ）−βｙ（ｉ−１）＝ｘ（ｉ）−ｘ（ｉ−１）
……（12） さらに，前回のサンプリングで得られている他の変数
ｚ（ｉ−１）と前記変数ｙ（ｉ）,y（ｉ−１）により，
以下の（13）式に従つて今回のサンプリングでの変数ｚ
（ｉ）を算出する。
……（12） さらに，前回のサンプリングで得られている他の変数
ｚ（ｉ−１）と前記変数ｙ（ｉ）,y（ｉ−１）により，
以下の（13）式に従つて今回のサンプリングでの変数ｚ
（ｉ）を算出する。
αｚ（ｉ）−βｚ（ｉ−１）＝ｙ（ｉ）−ｙ（ｉ−１）
……（13） 上式で得られたｚ（ｉ）が，今回のサンプリングでの
脈波成分値Pu（ｉ）である。
……（13） 上式で得られたｚ（ｉ）が，今回のサンプリングでの
脈波成分値Pu（ｉ）である。
Pu（ｉ）＝ｚ（ｉ） ……（14） なお，上記α及びβは，通常はそれぞれ以下のように
設定されている。
設定されている。
α＝0.98 ……（15） β−0.95 ……（16） また,i＝１の時，すなわち一番最初にデジタルフイル
タの演算処理が行われる時は，変数ｘ（ｏ）,y（ｏ）及
びｚ（ｏ）が存在しないため，これら変数を予め初期値
として零に設定しておく。
タの演算処理が行われる時は，変数ｘ（ｏ）,y（ｏ）及
びｚ（ｏ）が存在しないため，これら変数を予め初期値
として零に設定しておく。
さらに，変数列ｘ（ｉ）,y（ｉ）,z（ｉ）について
は，実際の演算では１つ前の値しか使用しないため，実
際の演算処理においては,1つ前の値だけをメモリに記憶
させて，メモリの容量を節約することができる。
は，実際の演算では１つ前の値しか使用しないため，実
際の演算処理においては,1つ前の値だけをメモリに記憶
させて，メモリの容量を節約することができる。
ST10での脈波成分値Pu（ｉ）が検出されると,ST11へ
進み，タイマT1がタイムアツプしたか否か判定する。タ
イマT1がタイムアツプしていない場合にはST7に戻り，
脈波成分値Pu（ｉ）の検出が続行される。
進み，タイマT1がタイムアツプしたか否か判定する。タ
イマT1がタイムアツプしていない場合にはST7に戻り，
脈波成分値Pu（ｉ）の検出が続行される。
タイマT1がタイムアツプした場合には,ST12に進み，
今回のタイマT1カウント中に検出された脈波成分値Pu
（ｉ）データ列より脈波振幅値Ap（ｎ）が算出される。
このAp（ｎ）算出は，今回のタイマT1カウント中での脈
波成分値Pu（ｉ）データ列より最大値Pu max及び最小値
Pu minを抽出し，これらの差を取ることにより行われ
る。
今回のタイマT1カウント中に検出された脈波成分値Pu
（ｉ）データ列より脈波振幅値Ap（ｎ）が算出される。
このAp（ｎ）算出は，今回のタイマT1カウント中での脈
波成分値Pu（ｉ）データ列より最大値Pu max及び最小値
Pu minを抽出し，これらの差を取ることにより行われ
る。
Ap（ｉ）＝Pu max−Pu min ……（17） 次のST13では，脈波振幅値Ap（ｎ）が増加しているか
否か判定する。脈波振幅値Ap（ｎ）が増加中である場合
には,ST14でフラグＦ（脈波振幅値Ap（ｎ）が増加中で
あることを示す）を１とし,ST6に戻り次の脈波振幅値Ap
（ｎ＋１）の算出を行う。
否か判定する。脈波振幅値Ap（ｎ）が増加中である場合
には,ST14でフラグＦ（脈波振幅値Ap（ｎ）が増加中で
あることを示す）を１とし,ST6に戻り次の脈波振幅値Ap
（ｎ＋１）の算出を行う。
ST13で脈波振幅値Ap（ｎ）が増加中ではないと判定さ
れた場合には,ST15へ進む。そして，前記フラグＦが１
か否かを判定する（ST15）。
れた場合には,ST15へ進む。そして，前記フラグＦが１
か否かを判定する（ST15）。
Ｆ＝１と判定された場合（脈波振幅値Ap（ｎ）が増加
中）はST16へ，そうでない場合はST20へ進む。
中）はST16へ，そうでない場合はST20へ進む。
ST16では，先ずフラグＦを零とおく。続くST17では，
脈波振幅値Ap（ｎ）データ列中より最大のものであるAp
maxを抽出する。
脈波振幅値Ap（ｎ）データ列中より最大のものであるAp
maxを抽出する。
ST18では，最大脈波振幅値Ap maxの60％のしきい値に
最も近い脈波振幅値Ap（ｎ）を検索し、これに対応する
カフ圧Pc（ｉ）を，最高血圧候補値Ｓとする。続くST19
では，前記（５）式に基づいて，最高血圧候補値Ｓに補
正演算を施し，最高血圧値SYSを得る。そして,ST6へ戻
り，脈波振幅値Ap（ｎ）データの収集を続行する。
最も近い脈波振幅値Ap（ｎ）を検索し、これに対応する
カフ圧Pc（ｉ）を，最高血圧候補値Ｓとする。続くST19
では，前記（５）式に基づいて，最高血圧候補値Ｓに補
正演算を施し，最高血圧値SYSを得る。そして,ST6へ戻
り，脈波振幅値Ap（ｎ）データの収集を続行する。
先と同様に,ST6〜ST12までの処理が行われ，脈波振幅
値Ap（ｎ）が算出される。ST13では，脈波振幅値Ap
（ｎ）は減少過程にあるためST13へ進む。さらに，フラ
グＦは先にST16で零とおかれているため,ST15ではNOと
判定されST20へ進む。
値Ap（ｎ）が算出される。ST13では，脈波振幅値Ap
（ｎ）は減少過程にあるためST13へ進む。さらに，フラ
グＦは先にST16で零とおかれているため,ST15ではNOと
判定されST20へ進む。
ST20では，脈波振幅値Ap（ｎ）が最大脈波振幅値Ap m
axの70％未満か否か判定する。この判定がNOである場合
には,ST6へ戻り，次の脈波振幅値Ap（ｎ＋１）を算出す
る。
axの70％未満か否か判定する。この判定がNOである場合
には,ST6へ戻り，次の脈波振幅値Ap（ｎ＋１）を算出す
る。
ST20で,YESと判定された場合には,ST21に進む。ST21
では，最大脈波振幅値Ap maxの70％であるしきい値に最
も近い脈波振幅値Ap（ｎ）を検索し（但し最大脈波振幅
値Ap max出現後のもの），これに対応するカフ圧Pc
（ｉ）を最低血圧候補値Ｄとする。続いてST22では，前
記（８）式に基づいて最低血圧候補値Ｄに補正演算を施
し，最低血圧値DIAを得る。
では，最大脈波振幅値Ap maxの70％であるしきい値に最
も近い脈波振幅値Ap（ｎ）を検索し（但し最大脈波振幅
値Ap max出現後のもの），これに対応するカフ圧Pc
（ｉ）を最低血圧候補値Ｄとする。続いてST22では，前
記（８）式に基づいて最低血圧候補値Ｄに補正演算を施
し，最低血圧値DIAを得る。
次いでST23では,MPU14は表示器５に上記SYS及びDIAを
表示させる。最後にST24では,MPU14が排気弁10に指令を
与え，急速排気弁を開放させ，カフ２を急速に排気し，
測定を終了する。
表示させる。最後にST24では,MPU14が排気弁10に指令を
与え，急速排気弁を開放させ，カフ２を急速に排気し，
測定を終了する。
第４図（ａ）は，この実施例の電子血圧計１により測
定された最高血圧値SYSと，同時に聴診法により測定さ
れた最高血圧値SAUSとの相関を示している。第４図
（ａ）中にプロツトされた点は，略SYS＝SAUSで表わさ
れる直線Ls上にのつている。これより，最高血圧値SYS
は，系統誤差が排除され，従来のように高血圧患者に対
しては低目に，低血圧患者に対して高目に測定されるこ
とはない。
定された最高血圧値SYSと，同時に聴診法により測定さ
れた最高血圧値SAUSとの相関を示している。第４図
（ａ）中にプロツトされた点は，略SYS＝SAUSで表わさ
れる直線Ls上にのつている。これより，最高血圧値SYS
は，系統誤差が排除され，従来のように高血圧患者に対
しては低目に，低血圧患者に対して高目に測定されるこ
とはない。
同様に，第４図（ｂ）は，この実施例の電子血圧計１
により測定された最低血圧値DIAと，同時に聴診法によ
り測定された最低血圧値DAUSとの相関を示している。第
４図（ｂ）中にプロツトされた点も，略DIA＝DAUSで表
わされる直線LD上にのつている。これより，最低血圧値
DIAは，系統誤差が排除され，従来のように，高血圧患
者に対しては低目に，低血圧患者に対して高目に測定さ
れることはない。
により測定された最低血圧値DIAと，同時に聴診法によ
り測定された最低血圧値DAUSとの相関を示している。第
４図（ｂ）中にプロツトされた点も，略DIA＝DAUSで表
わされる直線LD上にのつている。これより，最低血圧値
DIAは，系統誤差が排除され，従来のように，高血圧患
者に対しては低目に，低血圧患者に対して高目に測定さ
れることはない。
なお，上記実施例においては，血圧値決定のためのし
きい値として最大脈波振幅値の60％及び70％の値を採用
しているがこれに限定されるものではない。
きい値として最大脈波振幅値の60％及び70％の値を採用
しているがこれに限定されるものではない。
また、上記補正式（５）の定数as及びbs,上記補正式
（８）の定数ad及びbdの値は，ここに示したものに限定
されず、上記しきい値の変更に伴い適宜変更可能であ
る。
（８）の定数ad及びbdの値は，ここに示したものに限定
されず、上記しきい値の変更に伴い適宜変更可能であ
る。
（ト）発明の効果 この発明の電子血圧計は，血圧値決定手段により決定
された最高血圧値及び最低血圧値の各一次式で表される
補正式に基づき，それぞれ最高血圧値及び最低血圧値に
補正演算を施す血圧値補正手段を特徴的に設けたもので
あるから，振動法により血圧値を決定する際に生じる系
統誤差を排除し，高血圧患者及び低血圧患者に対しても
正確に血圧値を測定できる利点利点を有する。
された最高血圧値及び最低血圧値の各一次式で表される
補正式に基づき，それぞれ最高血圧値及び最低血圧値に
補正演算を施す血圧値補正手段を特徴的に設けたもので
あるから，振動法により血圧値を決定する際に生じる系
統誤差を排除し，高血圧患者及び低血圧患者に対しても
正確に血圧値を測定できる利点利点を有する。
第１図は，この発明の一実施例に係る電子血圧計の動作
を説明するフロー図，第２図は，同電子血圧計の外観斜
視図，第３図は，同電子血圧計の回路のブロツク図，第
４図（ａ）及び第４図（ｂ）は，同電子血圧計により測
定された血圧値と聴診法により測定された血圧値との相
関を示す図，第５図（ａ），第５図（ｂ）及び第５図
（ｃ）は，振動法による血圧値決定の原理を示す図，第
６図（ａ）及び第６図（ｂ）は，振動法を採用した従来
の電子血圧計により測定された血圧値と聴診法により測
定された血圧値との相関を示す図である。 2:カフ、9:加圧ポンプ、10:排気弁、11:圧力センサ、1
4:マイクロコンピュータ（MPU）。
を説明するフロー図，第２図は，同電子血圧計の外観斜
視図，第３図は，同電子血圧計の回路のブロツク図，第
４図（ａ）及び第４図（ｂ）は，同電子血圧計により測
定された血圧値と聴診法により測定された血圧値との相
関を示す図，第５図（ａ），第５図（ｂ）及び第５図
（ｃ）は，振動法による血圧値決定の原理を示す図，第
６図（ａ）及び第６図（ｂ）は，振動法を採用した従来
の電子血圧計により測定された血圧値と聴診法により測
定された血圧値との相関を示す図である。 2:カフ、9:加圧ポンプ、10:排気弁、11:圧力センサ、1
4:マイクロコンピュータ（MPU）。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 白崎 修 京都府京都市右京区花園中御門町３番地 株式会社立石ライフサイエンス研究所内 (56)参考文献 特開 昭61−48339（ＪＰ，Ａ)
Claims (2)
- 【請求項１】カフと、このカフ内の流体を加圧する加圧
手段と、前記カフ内の流体を減圧する減圧手段と、前記
カフ内の流体圧を検出する圧力検出手段と、脈波成分を
検出する脈波成分検出手段と、この脈波成分検出手段で
検出された脈波成分より脈波振幅値を算出する脈波振幅
値算出手段と、この脈波振幅値算出手段の出力信号及び
前記圧力検出手段の出力信号に基づいて最高血圧値及び
最低血圧値を決定する血圧値決定手段とを備えてなる電
子血圧計において、 前記血圧値決定手段により決定された最高血圧値の一次
式で表される補正式に基づき、最高血圧値に補正演算を
施す血圧値補正手段を設けたことを特徴とする電子血圧
計。 - 【請求項２】カフと、このカフ内の流体を加圧する加圧
手段と、前記カフ内の流体を減圧する減圧手段と、前記
カフ内の流体圧を検出する圧力検出手段と、脈波成分を
検出する脈波成分検出手段と、この脈波成分検出手段で
検出された脈波成分より脈波振幅値を算出する脈波振幅
値算出手段と、この脈波振幅値算出手段の出力信号及び
前記圧力検出手段の出力信号に基づいて最高血圧値及び
最低血圧値を決定する血圧値決定手段とを備えてなる電
子血圧計において、 前記血圧値決定手段により決定された最低血圧値の一次
式で表される補正式に基づき、最低血圧値に補正演算を
施す血圧値補正手段を設けたことを特徴とする電子血圧
計。
Priority Applications (8)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61119754A JPH088907B2 (ja) | 1986-05-23 | 1986-05-23 | 電子血圧計 |
| US07/049,871 US4860760A (en) | 1986-05-15 | 1987-05-14 | Electronic blood pressure meter incorporating compensation function for systolic and diastolic blood pressure determinations |
| DE19873781021 DE3781021T2 (de) | 1986-05-15 | 1987-05-15 | Elektronischer blutdruckmesser mit eingebauter kompensationfunktion fuer den systolischen und diastolischen blutdruck. |
| AT87107057T ATE79234T1 (de) | 1986-05-15 | 1987-05-15 | Elektronischer blutdruckmesser mit eingebauter kompensationfunktion fuer den systolischen und diastolischen blutdruck. |
| ES87107057T ES2033727T3 (es) | 1986-05-15 | 1987-05-15 | Medidor electronico de tension arterial que incorpora una funcion de compensacion para determinaciones de la tension arterial en sistole y diastole. |
| EP19870107057 EP0246571B1 (en) | 1986-05-15 | 1987-05-15 | Electronic blood pressure meter incorporating compensation function for systolic and diastolic blood pressure determinations |
| KR1019870005075A KR890002765B1 (ko) | 1986-05-23 | 1987-05-22 | 전자 혈압계 |
| GR920402054T GR3005731T3 (ja) | 1986-05-15 | 1992-09-17 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61119754A JPH088907B2 (ja) | 1986-05-23 | 1986-05-23 | 電子血圧計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62275436A JPS62275436A (ja) | 1987-11-30 |
| JPH088907B2 true JPH088907B2 (ja) | 1996-01-31 |
Family
ID=14769332
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61119754A Expired - Fee Related JPH088907B2 (ja) | 1986-05-15 | 1986-05-23 | 電子血圧計 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH088907B2 (ja) |
| KR (1) | KR890002765B1 (ja) |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6148339A (ja) * | 1984-08-14 | 1986-03-10 | オムロン株式会社 | 電子血圧計 |
-
1986
- 1986-05-23 JP JP61119754A patent/JPH088907B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1987
- 1987-05-22 KR KR1019870005075A patent/KR890002765B1/ko not_active Expired
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR870010846A (ko) | 1987-12-18 |
| JPS62275436A (ja) | 1987-11-30 |
| KR890002765B1 (ko) | 1989-07-28 |
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| JPH0531084A (ja) | 電子血圧計 | |
| JP3042052B2 (ja) | 電子血圧計 | |
| JPH06109B2 (ja) | 電子血圧計 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
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