JPH11146868A - 血圧測定装置 - Google Patents
血圧測定装置Info
- Publication number
- JPH11146868A JPH11146868A JP9315014A JP31501497A JPH11146868A JP H11146868 A JPH11146868 A JP H11146868A JP 9315014 A JP9315014 A JP 9315014A JP 31501497 A JP31501497 A JP 31501497A JP H11146868 A JPH11146868 A JP H11146868A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pulse wave
- pressure
- blood pressure
- cuff
- time
- Prior art date
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 患者の現在の血圧にかかわらず常に最適な圧
力で加圧する。 【解決手段】 心電図電極９等は生体の大動脈の脈波上
の時間間隔検出基準点としてＲ波を検出し、パルスオキ
シメータ用プローブ１２等は大動脈の脈波より遅れて現
れる末梢血管側の脈波を検出する。ＣＰＵ１はＲ波から
末梢血管側の脈波までの脈波伝播時間を算出し、脈波伝
播時間に基づいて収縮期圧を算出し、収縮期圧と所定圧
を加算してカフ２の加圧圧力を算出する。
力で加圧する。 【解決手段】 心電図電極９等は生体の大動脈の脈波上
の時間間隔検出基準点としてＲ波を検出し、パルスオキ
シメータ用プローブ１２等は大動脈の脈波より遅れて現
れる末梢血管側の脈波を検出する。ＣＰＵ１はＲ波から
末梢血管側の脈波までの脈波伝播時間を算出し、脈波伝
播時間に基づいて収縮期圧を算出し、収縮期圧と所定圧
を加算してカフ２の加圧圧力を算出する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、カフを用いて血圧
を測定する血圧測定装置に関し、特に血圧の他に心電
図、脈波などの生体情報を同時に監視するモニタリング
装置に好適な血圧測定装置に関する。
を測定する血圧測定装置に関し、特に血圧の他に心電
図、脈波などの生体情報を同時に監視するモニタリング
装置に好適な血圧測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、この種の血圧測定装置では、腕等
に巻回されたカフに対して前回測定時の収縮期圧（最高
血圧値）より例えば５０ｍｍＨｇ程度の一定圧分多い加
圧空気を加圧ポンプから供給することにより腕などを阻
血し、次いでこの加圧空気を排気弁から微速排気してカ
フ内の圧力を減圧し、この排気中にカフ内の圧力を圧力
センサにより測定すると共にこの圧力に基づいて脈波成
分を描出し、この脈波成分から脈波振幅値を算出してこ
の脈波振幅値とカフ圧に基づいて血圧を算出するように
構成されている。また、脈波成分の代わりに排気中に圧
力とコロトコフ音を同時に測定してその出現時の測定圧
力を最高血圧値として決定し、その消失時の測定圧力を
最小血圧値として決定するものも知られている。
に巻回されたカフに対して前回測定時の収縮期圧（最高
血圧値）より例えば５０ｍｍＨｇ程度の一定圧分多い加
圧空気を加圧ポンプから供給することにより腕などを阻
血し、次いでこの加圧空気を排気弁から微速排気してカ
フ内の圧力を減圧し、この排気中にカフ内の圧力を圧力
センサにより測定すると共にこの圧力に基づいて脈波成
分を描出し、この脈波成分から脈波振幅値を算出してこ
の脈波振幅値とカフ圧に基づいて血圧を算出するように
構成されている。また、脈波成分の代わりに排気中に圧
力とコロトコフ音を同時に測定してその出現時の測定圧
力を最高血圧値として決定し、その消失時の測定圧力を
最小血圧値として決定するものも知られている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】ところで、収縮期圧
（最高血圧値）をはじめとした患者の血圧は常に一定で
はなく絶えず上下している。しかしながら、上記従来の
血圧測定装置では、前回測定時の収縮期圧に対して一定
圧を加算した加圧空気を供給して阻血するので、患者の
血圧が前回測定時より著しく上昇している場合には前回
の収縮期圧に対して加圧が不十分となり、測定が行えな
くなる。そのため装置は再度測定を開始し加圧を始める
ため、患者に対して苦痛を与えるという問題点がある。
更に再測定動作となることにより血圧値を即座に知るこ
とができないので正常な患者監視を行うことができな
い。また、患者の血圧が平常時より低下している場合に
は、必要以上の加圧を行うのでやはり患者に対して苦痛
を与えるという問題点がある。
（最高血圧値）をはじめとした患者の血圧は常に一定で
はなく絶えず上下している。しかしながら、上記従来の
血圧測定装置では、前回測定時の収縮期圧に対して一定
圧を加算した加圧空気を供給して阻血するので、患者の
血圧が前回測定時より著しく上昇している場合には前回
の収縮期圧に対して加圧が不十分となり、測定が行えな
くなる。そのため装置は再度測定を開始し加圧を始める
ため、患者に対して苦痛を与えるという問題点がある。
更に再測定動作となることにより血圧値を即座に知るこ
とができないので正常な患者監視を行うことができな
い。また、患者の血圧が平常時より低下している場合に
は、必要以上の加圧を行うのでやはり患者に対して苦痛
を与えるという問題点がある。
【０００４】本発明は上記従来の問題点に鑑み、患者の
現在の血圧にかかわらず常に最適な圧力で加圧すること
ができる血圧測定装置を提供することを目的とする。
現在の血圧にかかわらず常に最適な圧力で加圧すること
ができる血圧測定装置を提供することを目的とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】請求項１記載の発明は上
記問題点を解決するために、カフを加圧して血圧を測定
する血圧測定装置において、生体の大動脈の脈波上の時
間間隔検出基準点を検出する時間間隔検出基準点検出手
段と、前記大動脈の脈波より遅れて現れる末梢血管側の
脈波を検出する脈波検出手段と、前記時間間隔検出基準
点検出手段と前記脈波検出手段の各検出出力に基づいて
脈波伝播時間を検出する脈波伝播時間検出手段と、前記
脈波伝播時間検出手段により検出された脈波伝播時間に
基づいて収縮期圧を算出する収縮期圧算出手段と、前記
収縮期圧算出手段により算出された収縮期圧と所定圧を
加算して前記カフの加圧圧力を算出する手段とを有する
ことを特徴とする。
記問題点を解決するために、カフを加圧して血圧を測定
する血圧測定装置において、生体の大動脈の脈波上の時
間間隔検出基準点を検出する時間間隔検出基準点検出手
段と、前記大動脈の脈波より遅れて現れる末梢血管側の
脈波を検出する脈波検出手段と、前記時間間隔検出基準
点検出手段と前記脈波検出手段の各検出出力に基づいて
脈波伝播時間を検出する脈波伝播時間検出手段と、前記
脈波伝播時間検出手段により検出された脈波伝播時間に
基づいて収縮期圧を算出する収縮期圧算出手段と、前記
収縮期圧算出手段により算出された収縮期圧と所定圧を
加算して前記カフの加圧圧力を算出する手段とを有する
ことを特徴とする。
【０００６】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態について説明する。図１は本発明に係る脈波伝
播時間測定装置の一実施形態を示すブロック図、図２は
図１の脈波伝播時間測定装置の主要測定信号を示す波形
図、図３は図１のＣＰＵの血圧測定時の動作を説明する
ためのフローチャートである。
施の形態について説明する。図１は本発明に係る脈波伝
播時間測定装置の一実施形態を示すブロック図、図２は
図１の脈波伝播時間測定装置の主要測定信号を示す波形
図、図３は図１のＣＰＵの血圧測定時の動作を説明する
ためのフローチャートである。
【０００７】図１において、カフ２は血圧を測定するた
めに被験者の上腕や指に装着され、この装着状態で被験
者の上腕や指を阻血するまで加圧ポンプ４により加圧さ
れ、次いで排気弁３を介して減圧される。圧力センサ５
はカフ２内の圧力を含む信号を検出し、カフ圧力検出増
幅部６は圧力センサ５により検出された信号から圧力信
号を検出して増幅する。この圧力信号はＡ／Ｄ変換器７
によりデジタル信号に変換され、このデジタル圧力信号
はＣＰＵ１に取り込まれる。加圧ポンプ４と排気弁３は
ＣＰＵ１により出力インタフェース８を介して制御され
る。
めに被験者の上腕や指に装着され、この装着状態で被験
者の上腕や指を阻血するまで加圧ポンプ４により加圧さ
れ、次いで排気弁３を介して減圧される。圧力センサ５
はカフ２内の圧力を含む信号を検出し、カフ圧力検出増
幅部６は圧力センサ５により検出された信号から圧力信
号を検出して増幅する。この圧力信号はＡ／Ｄ変換器７
によりデジタル信号に変換され、このデジタル圧力信号
はＣＰＵ１に取り込まれる。加圧ポンプ４と排気弁３は
ＣＰＵ１により出力インタフェース８を介して制御され
る。
【０００８】心電図電極１は被験者の胸部等に装着され
て心電図信号を含む信号を検出し、心電図信号検出増幅
部１０は心電図電極１により検出された信号から心電図
信号を検出して増幅する。この心電図信号はＡ／Ｄ変換
器１１によりデジタル信号に変換され、このデジタル心
電図信号はＣＰＵ１に取り込まれる。ここで、アナログ
心電図信号は図２（ａ）に示すようにＲ波のトップ値を
有し、また、大動脈圧は図２（ｂ）に示すようにこのＲ
波のトップ値でボトム値となり、ボトム値からからやや
遅れて比較的急峻に立ち上がり、ついで比較的緩やかに
立ち下がる。
て心電図信号を含む信号を検出し、心電図信号検出増幅
部１０は心電図電極１により検出された信号から心電図
信号を検出して増幅する。この心電図信号はＡ／Ｄ変換
器１１によりデジタル信号に変換され、このデジタル心
電図信号はＣＰＵ１に取り込まれる。ここで、アナログ
心電図信号は図２（ａ）に示すようにＲ波のトップ値を
有し、また、大動脈圧は図２（ｂ）に示すようにこのＲ
波のトップ値でボトム値となり、ボトム値からからやや
遅れて比較的急峻に立ち上がり、ついで比較的緩やかに
立ち下がる。
【０００９】図１に戻り、パルスオキシメータ用プロー
ブ１２は血液中に溶け込んでいる酸素濃度を測定するた
めに指などに装着され、図示省略されているが血液中の
ヘモグロビンに影響する波長λ１の光を出力するＬＥＤ
１と、この波長λ１の光を検出するようにＬＥＤ１に対
向して設けられるフォトトランジスタと、ヘモグロビン
に影響しない波長λ２の光を出力するＬＥＤ２と、この
波長λ２の光を検出するようにＬＥＤ２に対向して設け
られるフォトトランジスタにより構成されている。そし
て、このＬＥＤとフォトトランジスタの各ペアが被験者
の測定部位の大きさに応じて対向するように装着され
る。
ブ１２は血液中に溶け込んでいる酸素濃度を測定するた
めに指などに装着され、図示省略されているが血液中の
ヘモグロビンに影響する波長λ１の光を出力するＬＥＤ
１と、この波長λ１の光を検出するようにＬＥＤ１に対
向して設けられるフォトトランジスタと、ヘモグロビン
に影響しない波長λ２の光を出力するＬＥＤ２と、この
波長λ２の光を検出するようにＬＥＤ２に対向して設け
られるフォトトランジスタにより構成されている。そし
て、このＬＥＤとフォトトランジスタの各ペアが被験者
の測定部位の大きさに応じて対向するように装着され
る。
【００１０】ＬＥＤコントロール部１３は波長λ１のＬ
ＥＤ１に印加される電流を制御し、また、ＬＥＤコント
ロール部１４は波長λ２のＬＥＤ２に印加される電流を
制御する。光電脈波信号検出増幅部１５は波長λ１のフ
ォトトランジスタの出力信号から脈波信号を検出して増
幅し、また、光電脈波信号検出増幅部１６は波長λ２の
フォトトランジスタの出力信号から脈波信号を検出して
増幅する。この光電脈波信号検出増幅部１５、１６の各
出力信号はそれぞれＡ／Ｄ変換器１７、１８によりデジ
タル信号に変換され、この各デジタル脈波信号はＣＰＵ
１に取り込まれる。
ＥＤ１に印加される電流を制御し、また、ＬＥＤコント
ロール部１４は波長λ２のＬＥＤ２に印加される電流を
制御する。光電脈波信号検出増幅部１５は波長λ１のフ
ォトトランジスタの出力信号から脈波信号を検出して増
幅し、また、光電脈波信号検出増幅部１６は波長λ２の
フォトトランジスタの出力信号から脈波信号を検出して
増幅する。この光電脈波信号検出増幅部１５、１６の各
出力信号はそれぞれＡ／Ｄ変換器１７、１８によりデジ
タル信号に変換され、この各デジタル脈波信号はＣＰＵ
１に取り込まれる。
【００１１】ここで、指や耳などの末梢血管側のアナロ
グ脈波信号は、図２（ｃ）に示すようにそのボトム値が
図２（ｂ）に示す大動脈圧のボトム値からやや遅れて表
れ、この遅れ時間が脈波伝播時間と呼ばれている。この
場合、図２（ａ）に示す心電図波形のＲ波を基準とする
と、脈波伝播時間はＲ波のトップ値が出現した後、末梢
血管側の脈波のボトム値が出現するまでの時間となる。
グ脈波信号は、図２（ｃ）に示すようにそのボトム値が
図２（ｂ）に示す大動脈圧のボトム値からやや遅れて表
れ、この遅れ時間が脈波伝播時間と呼ばれている。この
場合、図２（ａ）に示す心電図波形のＲ波を基準とする
と、脈波伝播時間はＲ波のトップ値が出現した後、末梢
血管側の脈波のボトム値が出現するまでの時間となる。
【００１２】脈波伝播時間を用いて血圧を測定する場合
には、予めカフなどの他の方法を用いて血圧を測定し、
この測定結果を参照して校正する必要がある。この校正
を行った後、例えば血圧が上がると脈波伝播時間が短く
なるので、このときの脈波伝播時間と校正時の脈波伝播
時間の時間差で補正することにより血圧値を得ることが
できる。血圧値Ｐは次式により求めることができる。 Ｐ＝αＴ＋β 但し、Ｔは脈波伝播時間、α、βは被験者固有のパラメ
ータ パラメータα、βは脈波伝播時間Ｔの校正時に求めるこ
とができ、この校正時には例えば安静時と運動負荷時の
それぞれにおいて血圧Ｐと脈波伝播時間Ｔを測定する。
には、予めカフなどの他の方法を用いて血圧を測定し、
この測定結果を参照して校正する必要がある。この校正
を行った後、例えば血圧が上がると脈波伝播時間が短く
なるので、このときの脈波伝播時間と校正時の脈波伝播
時間の時間差で補正することにより血圧値を得ることが
できる。血圧値Ｐは次式により求めることができる。 Ｐ＝αＴ＋β 但し、Ｔは脈波伝播時間、α、βは被験者固有のパラメ
ータ パラメータα、βは脈波伝播時間Ｔの校正時に求めるこ
とができ、この校正時には例えば安静時と運動負荷時の
それぞれにおいて血圧Ｐと脈波伝播時間Ｔを測定する。
【００１３】ここで、安静時の血圧Ｐと脈波伝播時間Ｔ
をそれぞれＰ１、Ｔ１とし、運動負荷時の血圧Ｐと脈波
伝播時間ＴをそれぞれＰ２、Ｔ２とすると、血圧Ｐ１、
Ｐ２は Ｐ１＝αＴ１＋β …（１） Ｐ２＝αＴ２＋β …（２） となるので、これらＰ１、Ｔ１、Ｐ２、Ｔ２を測定する
ことにより、パラメータα、βを求めることができる。
したがって、このパラメータα、βを予め被験者毎に求
めることにより、脈波伝播時間Ｔを測定すれば血圧Ｐを
求めることができる。なお、パラメータα、βを求める
場合、安静時と運動負荷時でなくてもよく、２つの異な
る血圧値が現われる時でよい。
をそれぞれＰ１、Ｔ１とし、運動負荷時の血圧Ｐと脈波
伝播時間ＴをそれぞれＰ２、Ｔ２とすると、血圧Ｐ１、
Ｐ２は Ｐ１＝αＴ１＋β …（１） Ｐ２＝αＴ２＋β …（２） となるので、これらＰ１、Ｔ１、Ｐ２、Ｔ２を測定する
ことにより、パラメータα、βを求めることができる。
したがって、このパラメータα、βを予め被験者毎に求
めることにより、脈波伝播時間Ｔを測定すれば血圧Ｐを
求めることができる。なお、パラメータα、βを求める
場合、安静時と運動負荷時でなくてもよく、２つの異な
る血圧値が現われる時でよい。
【００１４】入力部１９は上記の脈波伝播時間の構成指
示や、その校正時に使用される校正用血圧値Ｐ１、Ｐ２
等を入力するために用いられる。ＲＯＭ２０には予めＣ
ＰＵ１のプログラムが格納され、ＲＡＭ２１はＣＰＵ１
の作業エリアとして用いられる。ＣＰＵ１はＡ／Ｄ変換
器７、１１、１７、１８及び入力部１９からの入力信号
に基づいて処理プログラムを実行し、その処理結果を表
示器２２や出力インタフェース８に出力する。すなわ
ち、ＣＰＵ１は血圧測定時には図３に詳しく示すよう
に、一定時間毎や入力部１９の血圧測定キーの操作時に
加圧ポンプ４と排気弁３を制御して心電図電極９と、パ
ルスオキシメータ用プローブ１２と圧力センサ５の３つ
の系統からの信号を取り込むことにより血圧値を測定し
て表示器２２に表示させる。また、心拍測定時には心電
図電極９の系統からの信号を取り込むことにより心拍数
を算出して心電図波形と共に表示器２２に表示させた
り、脈波測定時にはパルスオキシメータ用プローブ１２
の系統からの信号を取り込むことにより酸素飽和度を算
出すると共に脈波を測定してそれぞれ表示器２２に表示
させる。
示や、その校正時に使用される校正用血圧値Ｐ１、Ｐ２
等を入力するために用いられる。ＲＯＭ２０には予めＣ
ＰＵ１のプログラムが格納され、ＲＡＭ２１はＣＰＵ１
の作業エリアとして用いられる。ＣＰＵ１はＡ／Ｄ変換
器７、１１、１７、１８及び入力部１９からの入力信号
に基づいて処理プログラムを実行し、その処理結果を表
示器２２や出力インタフェース８に出力する。すなわ
ち、ＣＰＵ１は血圧測定時には図３に詳しく示すよう
に、一定時間毎や入力部１９の血圧測定キーの操作時に
加圧ポンプ４と排気弁３を制御して心電図電極９と、パ
ルスオキシメータ用プローブ１２と圧力センサ５の３つ
の系統からの信号を取り込むことにより血圧値を測定し
て表示器２２に表示させる。また、心拍測定時には心電
図電極９の系統からの信号を取り込むことにより心拍数
を算出して心電図波形と共に表示器２２に表示させた
り、脈波測定時にはパルスオキシメータ用プローブ１２
の系統からの信号を取り込むことにより酸素飽和度を算
出すると共に脈波を測定してそれぞれ表示器２２に表示
させる。
【００１５】次に図３を参照してＣＰＵ１の血圧測定時
の動作を説明する。先ず、血圧測定時間か、血圧測定キ
ーが操作されたかを判断することにより非観血血圧（Ｎ
ＩＢＰ：Non Invasive Blood Pressure）の測定開始
時期か否かを判断し（ステップＳ１）、開始になるとス
テップＳ２以下に進む。ステップＳ２以下では、先ず、
心電図電極９の系統からの信号を取り込んで図２（ａ）
に示すようなＲ波を検出し、次いでパルスオキシメータ
用プローブ１２の系統からの信号を取り込んで図２
（ｃ）に示すような脈波信号を検出することにより、Ｒ
波から脈波信号のボトム値までの脈波伝播時間Ｔ１を算
出する（ステップＳ２）。
の動作を説明する。先ず、血圧測定時間か、血圧測定キ
ーが操作されたかを判断することにより非観血血圧（Ｎ
ＩＢＰ：Non Invasive Blood Pressure）の測定開始
時期か否かを判断し（ステップＳ１）、開始になるとス
テップＳ２以下に進む。ステップＳ２以下では、先ず、
心電図電極９の系統からの信号を取り込んで図２（ａ）
に示すようなＲ波を検出し、次いでパルスオキシメータ
用プローブ１２の系統からの信号を取り込んで図２
（ｃ）に示すような脈波信号を検出することにより、Ｒ
波から脈波信号のボトム値までの脈波伝播時間Ｔ１を算
出する（ステップＳ２）。
【００１６】次いで、以下の式 ＢＰ１＝α×Ｔ１＋β によりＮＩＢＰ計算値ＢＰ１を算出し（ステップＳ
３）、次いで以下の式 ＢＰ２＝ＢＰ１＋５０［ｍｍＨｇ］ 加圧圧力ＢＰ２を算出する（ステップＳ４）。次いでこ
の加圧圧力ＢＰ２の空気を加圧ポンプ４からカフ２内に
供給することにより腕などを阻血し、次いでこの加圧空
気を排気弁３から微速排気してカフ２内の圧力を減圧
し、この排気中にカフ２内の圧力を圧力センサ５により
測定すると共にこの圧力に基づいて脈波成分を描出し、
次いでこの脈波成分から脈波振幅値を算出してこの脈波
振幅値とカフ圧に基づいて非観血血圧（ＮＩＢＰ）を算
出する（ステップＳ５）。次いでこの血圧の表示処理を
実行し（ステップＳ６）、この血圧測定処理を終了す
る。
３）、次いで以下の式 ＢＰ２＝ＢＰ１＋５０［ｍｍＨｇ］ 加圧圧力ＢＰ２を算出する（ステップＳ４）。次いでこ
の加圧圧力ＢＰ２の空気を加圧ポンプ４からカフ２内に
供給することにより腕などを阻血し、次いでこの加圧空
気を排気弁３から微速排気してカフ２内の圧力を減圧
し、この排気中にカフ２内の圧力を圧力センサ５により
測定すると共にこの圧力に基づいて脈波成分を描出し、
次いでこの脈波成分から脈波振幅値を算出してこの脈波
振幅値とカフ圧に基づいて非観血血圧（ＮＩＢＰ）を算
出する（ステップＳ５）。次いでこの血圧の表示処理を
実行し（ステップＳ６）、この血圧測定処理を終了す
る。
【００１７】
【発明の効果】以上説明したように請求項１記載の発明
によれば、非観血で脈波伝播時間を検出し、この脈波伝
播時間に基づいて収縮期圧を算出し、この収縮期圧と所
定圧を加算してカフの加圧圧力を算出するようにしたの
で、患者の現在の血圧にかかわらず常に最適な圧力で加
圧することができる。
によれば、非観血で脈波伝播時間を検出し、この脈波伝
播時間に基づいて収縮期圧を算出し、この収縮期圧と所
定圧を加算してカフの加圧圧力を算出するようにしたの
で、患者の現在の血圧にかかわらず常に最適な圧力で加
圧することができる。
【図１】本発明に係る脈波伝播時間測定装置の一実施形
態を示すブロック図である。
態を示すブロック図である。
【図２】図１の脈波伝播時間測定装置の主要測定信号を
示す波形図である。
示す波形図である。
【図３】図１のＣＰＵの血圧測定時の動作を説明するた
めのフローチャートである。
めのフローチャートである。
１ ＣＰＵ ２ カフ ３ 排気弁 ４ 加圧ポンプ ５ 圧力センサ ８ 出力インターフェース ９ 心電図電極 １０ 心電図信号検出増幅部 １２ パルスオキシメータ用プローブ １５，１６ 光電脈波信号検出増幅部 １９ 入力部
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 田中 理恵 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内 (72)発明者 陳 文西 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内
Claims (1)
- 【請求項１】 カフを加圧して血圧を測定する血圧測定
装置において、 生体の大動脈の脈波上の時間間隔検出基準点を検出する
時間間隔検出基準点検出手段と、 前記大動脈の脈波より遅れて現れる末梢血管側の脈波を
検出する脈波検出手段と、 前記時間間隔検出基準点検出手段と前記脈波検出手段の
各検出出力に基づいて脈波伝播時間を検出する脈波伝搬
時間検出手段と、 前記脈波伝播時間検出手段により検出された脈波伝播時
間に基づいて収縮期圧を算出する収縮期圧算出手段と、 前記収縮期圧算出手段により算出された収縮期圧と所定
圧を加算して前記カフの加圧圧力を算出する手段と、を
有する血圧測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9315014A JPH11146868A (ja) | 1997-11-17 | 1997-11-17 | 血圧測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9315014A JPH11146868A (ja) | 1997-11-17 | 1997-11-17 | 血圧測定装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11146868A true JPH11146868A (ja) | 1999-06-02 |
Family
ID=18060392
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9315014A Withdrawn JPH11146868A (ja) | 1997-11-17 | 1997-11-17 | 血圧測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH11146868A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103222860A (zh) * | 2012-01-25 | 2013-07-31 | 欧姆龙健康医疗事业株式会社 | 测定装置以及测定方法 |
| US8784325B2 (en) | 2008-11-03 | 2014-07-22 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus and method for measuring blood pressure |
| CN104510033A (zh) * | 2014-12-12 | 2015-04-15 | 天津开发区奥金高新技术有限公司 | 实现血氧、心电测量的手套及血氧、心电测量系统及方法 |
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1997
- 1997-11-17 JP JP9315014A patent/JPH11146868A/ja not_active Withdrawn
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