JPS5867237A - 血圧測定装置 - Google Patents
血圧測定装置Info
- Publication number
- JPS5867237A JPS5867237A JP56164236A JP16423681A JPS5867237A JP S5867237 A JPS5867237 A JP S5867237A JP 56164236 A JP56164236 A JP 56164236A JP 16423681 A JP16423681 A JP 16423681A JP S5867237 A JPS5867237 A JP S5867237A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pulse wave
- blood pressure
- signal
- korotkoff
- pulse
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
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- 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】
この発明は自動血圧測定装置、特に所定の周期で現われ
る脈波に同期して発生する特定の血管音、すなわちコロ
トコフ音のみを正確に検出しうるようにした血圧測定装
置に関する。
る脈波に同期して発生する特定の血管音、すなわちコロ
トコフ音のみを正確に検出しうるようにした血圧測定装
置に関する。
上腕を圧迫しつつ肘動脈の動脈音を聴取して測定する血
圧測定法は、一般にコロトコフ音聴診法と呼ばれる。す
なわち、上腕に巻かれた腕帯（マンシェツト）番こ空気
を送入して圧力を加え、扁平な聴診器を腕帯と肘動脈と
の間に挿入して圧力を漸減して行くと・血管音は次第に
顕著となり、最も強くなった後、ついで再び小となり、
やがて消失する。血管音が最も強くなった時点の血圧が
最高血圧であり、消失する瞬間の血圧が最低血圧で、こ
の最高血圧と最低血圧との間で聞こえる可聴動脈音がコ
ロトコフ音と称され、血圧決定の最も重要な情報となる
。ところで、このコロトコフ音には次のような性質があ
ることが知られている。
圧測定法は、一般にコロトコフ音聴診法と呼ばれる。す
なわち、上腕に巻かれた腕帯（マンシェツト）番こ空気
を送入して圧力を加え、扁平な聴診器を腕帯と肘動脈と
の間に挿入して圧力を漸減して行くと・血管音は次第に
顕著となり、最も強くなった後、ついで再び小となり、
やがて消失する。血管音が最も強くなった時点の血圧が
最高血圧であり、消失する瞬間の血圧が最低血圧で、こ
の最高血圧と最低血圧との間で聞こえる可聴動脈音がコ
ロトコフ音と称され、血圧決定の最も重要な情報となる
。ところで、このコロトコフ音には次のような性質があ
ることが知られている。
１）周波数成分は２０Ｈｚ〜２００１’ｌｚの範囲内で
ある。
ある。
１１）必ず脈波に同期し、脈波の立上りから数ｍｓｅｃ
〜数百ｍ ｓｅｃ以内に発生する。
〜数百ｍ ｓｅｃ以内に発生する。
１１１）振幅の大きさは、医師の耳に感する程度である
。
。
ｌｖ）最高血圧と最低血圧の間では１原則として脈波に
同期して連続的に発生する。
同期して連続的に発生する。
■）脈に同期した一回のコロトコフ音は、数周期程度の
波動である（通常半周期〜１周期であることが多い）。
波動である（通常半周期〜１周期であることが多い）。
Ｖｉ）人により・またはｔＪ合により波形（位相）が異
なる。
なる。
このようなコロトコフ音聴診法は、専ら医師等による人
為的な作業で行なわれるが、これを自動化した電子血圧
計も知られている。これは、１）コロトコフ音の周波数
成分のみを通す帯域（各社異なる）のバンドパスフィル
タを用いる。
為的な作業で行なわれるが、これを自動化した電子血圧
計も知られている。これは、１）コロトコフ音の周波数
成分のみを通す帯域（各社異なる）のバンドパスフィル
タを用いる。
１１）外来音響ノイズがのり易いため、脈波の立ち上り
を捕え、その後一定期間だけコロトコフ音を検出しノイ
ズを除去す条。
を捕え、その後一定期間だけコロトコフ音を検出しノイ
ズを除去す条。
１１１）コロトコフ音の検出は、音圧に比例した電圧信
号をスレッシュホールドにより判別する。
号をスレッシュホールドにより判別する。
等の工夫をすることによってフロトコ７音を自動的に検
出するものである。
出するものである。
第１図はかかる従来の電子血圧計の構成を示すブロック
図であり、第２図および第２Ａ図は第１図の各部波形を
示す波形図である。なお、第２図と第２Ａ図とは単にノ
イズの発生態様が異なるだけで両者は殆んど同じもので
あり、したがって、同じ符号が付されているものは同一
の信号または第１図の同一部における信号波形を示すも
のである。
図であり、第２図および第２Ａ図は第１図の各部波形を
示す波形図である。なお、第２図と第２Ａ図とは単にノ
イズの発生態様が異なるだけで両者は殆んど同じもので
あり、したがって、同じ符号が付されているものは同一
の信号または第１図の同一部における信号波形を示すも
のである。
第１図において、１は血管音検出用マイクルホン、２は
アンプ、３はコロトコフ音検出用フィルタ、４は脈波検
出用フィルタ、５および６はコンパレータ、７はワンシ
ョットマルチバイブレータ（以下、ワンショットマルチ
ともいう）、８はアンドゲートである。
アンプ、３はコロトコフ音検出用フィルタ、４は脈波検
出用フィルタ、５および６はコンパレータ、７はワンシ
ョットマルチバイブレータ（以下、ワンショットマルチ
ともいう）、８はアンドゲートである。
ここで、第２図および第２Ａ［をも参照しながらその動
作について説明する。
作について説明する。
血管音検出用マイクロホン１によって検出された血管前
（第２図および第２Ａ図の（ａ）参照）はアンプ２によ
って増幅され為コロトコフ音検出用フィルタ３を通過し
たものはコロトコフ音波形ＣＯ（第２，２八図（ｂ）参
照）となり、コンパレータ５でコロトコフ音用スレッシ
ュホールドＳＥ１によって振幅の大きな信号が弁別され
る０また、アンプ２の出力で脈波検出用フィルタ４を通
過した信号（第２，２人図（Ｃ）参照）で立ち上がりが
検出され、ワンショットマルチ７で所定時間幅Ｄｇのパ
ルス（第２，２人図（ｄ）参照）を出カスる。コンパレ
ータ５の出力と、ワンショットマルチ７の出力とはアン
ドゲート８に入力されて第２図および第２Ａ図（ｅ）に
示される如き波形となる。したがって、第２１１ （ａ
）のＮＣの如きノイズは、コロトコフ音と同じ周波数
帯域であれば、第２図（ｂ）にも現われるが、脈波に同
期して現われたものではないので、アンドゲート８によ
って除かれ、したがって第２図（ｅ）の如く本来のコロ
トコフ音情報のみが得られるｏしかしながら、第２Ａ図
（ａ）のＮにて示される如く、コロトコフ音帯域のノイ
ズＮＣと脈波帯域のノイズＮＨとが重畳されたノイズＮ
が生じた場合は、第２Ａ図（ｅ）に示されるようにノイ
ズＮを無効にすることができず、したがってコロトコフ
音ではないものをコロトコフ音と誤判定する結果１測定
誤差が生じるという欠点があり、現実にこの種のノイズ
がしばしば測定中に現われることが確認されている。
（第２図および第２Ａ図の（ａ）参照）はアンプ２によ
って増幅され為コロトコフ音検出用フィルタ３を通過し
たものはコロトコフ音波形ＣＯ（第２，２八図（ｂ）参
照）となり、コンパレータ５でコロトコフ音用スレッシ
ュホールドＳＥ１によって振幅の大きな信号が弁別され
る０また、アンプ２の出力で脈波検出用フィルタ４を通
過した信号（第２，２人図（Ｃ）参照）で立ち上がりが
検出され、ワンショットマルチ７で所定時間幅Ｄｇのパ
ルス（第２，２人図（ｄ）参照）を出カスる。コンパレ
ータ５の出力と、ワンショットマルチ７の出力とはアン
ドゲート８に入力されて第２図および第２Ａ図（ｅ）に
示される如き波形となる。したがって、第２１１ （ａ
）のＮＣの如きノイズは、コロトコフ音と同じ周波数
帯域であれば、第２図（ｂ）にも現われるが、脈波に同
期して現われたものではないので、アンドゲート８によ
って除かれ、したがって第２図（ｅ）の如く本来のコロ
トコフ音情報のみが得られるｏしかしながら、第２Ａ図
（ａ）のＮにて示される如く、コロトコフ音帯域のノイ
ズＮＣと脈波帯域のノイズＮＨとが重畳されたノイズＮ
が生じた場合は、第２Ａ図（ｅ）に示されるようにノイ
ズＮを無効にすることができず、したがってコロトコフ
音ではないものをコロトコフ音と誤判定する結果１測定
誤差が生じるという欠点があり、現実にこの種のノイズ
がしばしば測定中に現われることが確認されている。
この発明はこのような欠点を除去すべくなされたもので
、コロトコフ音の識別をより正確になしうる血圧測定装
置を提供することを目的とするものである。
、コロトコフ音の識別をより正確になしうる血圧測定装
置を提供することを目的とするものである。
すなわち、この発明の特徴は、脈波は心臓の鼓動に由来
しているため周期性があり、したがってその脈波間の間
隔はほぼ一定である点に着目し、その周期性を監視する
ことにより、周期性を乱すように現われるノイズを本来
の脈波から除去するようにした点にある。
しているため周期性があり、したがってその脈波間の間
隔はほぼ一定である点に着目し、その周期性を監視する
ことにより、周期性を乱すように現われるノイズを本来
の脈波から除去するようにした点にある。
以下、この発明の実施例を図面を参照して説明する。
第３図はこの発明の実施例を示すブロック図であり、第
４図は第３図の各部波形を示す波形図であり、第５図は
第３図の動作を説明するための脈波時間間隔ヒストグラ
ムである。
４図は第３図の各部波形を示す波形図であり、第５図は
第３図の動作を説明するための脈波時間間隔ヒストグラ
ムである。
第３図において、１〜５は第１図で説明したものと同様
であり、ＳＲは脈波のスレッシュホールド設定器である
。また、ＥＤは脈波の立ち上がりエツジ検出回路、ＭＥ
は脈波間隔測定回路、ＡＤはアナログ・ディジタル変換
器、ＩＮＴはインタフェイス回路、ＤＰはマイクロコン
ピュータ等のデータ処理装置、ＤＢはデータバス、ＡＢ
はアドレスバス、ＣＢはコントロールバスである。
であり、ＳＲは脈波のスレッシュホールド設定器である
。また、ＥＤは脈波の立ち上がりエツジ検出回路、ＭＥ
は脈波間隔測定回路、ＡＤはアナログ・ディジタル変換
器、ＩＮＴはインタフェイス回路、ＤＰはマイクロコン
ピュータ等のデータ処理装置、ＤＢはデータバス、ＡＢ
はアドレスバス、ＣＢはコントロールバスである。
以下、第３〜５図を参照してその動作について説明する
。
。
マイクロホン１から出力される血管音信号波形（第４図
（ｋ）参照）はアンプ２により増幅され、コロトコフ音
帯域フィルタ３および脈波帯域フィルタ４によりコロト
コフ音信号ＣＯと脈波信号ＨＥとに分離される（第４図
（１）および（ｍ）参照）０脈波帯域フイルタ４を通過
した信号ｍは、コンパレータ５によりスレッシュホール
ド設定器ＳＢにて設定された所定のレベルと比較され、
立ち上がりエツジ検出回路ＢＤで脈波の立ち上がりエツ
ジｎ（第４図（、）参照）が検出される。立チ上がりエ
ツジパルスｎは、インタ７工イス回路ＩＮＴを通してマ
イクロコンピュータＤＰに伝送サレル。マイクロフンピ
ユータＤＰはこの立ち上がりエツジパルスｎに応じて、
アナログ・ディジタル変換器ＡＤを期間ｔｐだけ動作さ
せ、信号ｌを読み取る（第４図（ｐ）参照）。脈波間隔
測定回路ＭＥは、隣接する立ち上がりエツジパルス間の
時間間隔（第４図（ｍ）のＴ１〜Ｔ５参照）を測定し、
立ち上がりエツジパルスに同期した適当なタイミングで
この時間間隔Ｔ１〜Ｔ５をマイクロコンピュータＤＰに
伝送する。マイクロコンピュータＤＰでは、この時間間
隔データにもとづいて次のような処理動作を行なう。
（ｋ）参照）はアンプ２により増幅され、コロトコフ音
帯域フィルタ３および脈波帯域フィルタ４によりコロト
コフ音信号ＣＯと脈波信号ＨＥとに分離される（第４図
（１）および（ｍ）参照）０脈波帯域フイルタ４を通過
した信号ｍは、コンパレータ５によりスレッシュホール
ド設定器ＳＢにて設定された所定のレベルと比較され、
立ち上がりエツジ検出回路ＢＤで脈波の立ち上がりエツ
ジｎ（第４図（、）参照）が検出される。立チ上がりエ
ツジパルスｎは、インタ７工イス回路ＩＮＴを通してマ
イクロコンピュータＤＰに伝送サレル。マイクロフンピ
ユータＤＰはこの立ち上がりエツジパルスｎに応じて、
アナログ・ディジタル変換器ＡＤを期間ｔｐだけ動作さ
せ、信号ｌを読み取る（第４図（ｐ）参照）。脈波間隔
測定回路ＭＥは、隣接する立ち上がりエツジパルス間の
時間間隔（第４図（ｍ）のＴ１〜Ｔ５参照）を測定し、
立ち上がりエツジパルスに同期した適当なタイミングで
この時間間隔Ｔ１〜Ｔ５をマイクロコンピュータＤＰに
伝送する。マイクロコンピュータＤＰでは、この時間間
隔データにもとづいて次のような処理動作を行なう。
ここで、説明を簡単にするため、「脈波の周期は厳密に
一定である。」と仮定する。すなわち、第４図において
はＴ、 ＝Ｔ２ ：＝’ｐ５ ＝’１’ （脈波周期）
である。また、ノイズによって生じた時間間隔ＴＬＴ４
についてＴ３＋Ｔ４＝Ｔなる関係があるものとし、これ
によってノイズを弁別する〇 イ）まず、マイクロコンピュータＤＰは、脈波間隔測定
回路ＭＥからの時間間隔情報Ｔｌ−′Ｔ５を読み込んで
第５図に示されるような時間間隔の度数分布図（ヒスト
グラム）を作ｔする０口）度数が零でないもので最大の
時間間隔をもつものを脈波の周期とみなす。つまり、第
５＠ではＴ１＝Ｔ２−Ｔ５−Ｔが脈波の周期とみなされ
る。
一定である。」と仮定する。すなわち、第４図において
はＴ、 ＝Ｔ２ ：＝’ｐ５ ＝’１’ （脈波周期）
である。また、ノイズによって生じた時間間隔ＴＬＴ４
についてＴ３＋Ｔ４＝Ｔなる関係があるものとし、これ
によってノイズを弁別する〇 イ）まず、マイクロコンピュータＤＰは、脈波間隔測定
回路ＭＥからの時間間隔情報Ｔｌ−′Ｔ５を読み込んで
第５図に示されるような時間間隔の度数分布図（ヒスト
グラム）を作ｔする０口）度数が零でないもので最大の
時間間隔をもつものを脈波の周期とみなす。つまり、第
５＠ではＴ１＝Ｔ２−Ｔ５−Ｔが脈波の周期とみなされ
る。
ハ）脈波周期Ｔよりも短かいものがあるか否かを検出す
る。第４＠ではＴ４．Ｔ３が検出されることになる。
る。第４＠ではＴ４．Ｔ３が検出されることになる。
二）最も小さい時間間隔のものと、隣接する時間間隔の
うちの小さい方とを加え合わせ、これが脈波の周期に一
致するまで繰り返すことによりノイズを弁別する。第４
，５図においては、Ｔ４が最も短かい時間間隔であるか
ら、このＴ４と隣接するもの、すなわち’ｒ３＋ ’ｒ
、、のうちの小さい方、すなわちＴ３とを足し合わせる
。このとき、ｌ１１４＋Ｔ３＝Ｔとなるため％ Ｔ３と
Ｔ４ との間のエツジパルスをノイズによるものと判定
する。
うちの小さい方とを加え合わせ、これが脈波の周期に一
致するまで繰り返すことによりノイズを弁別する。第４
，５図においては、Ｔ４が最も短かい時間間隔であるか
ら、このＴ４と隣接するもの、すなわち’ｒ３＋ ’ｒ
、、のうちの小さい方、すなわちＴ３とを足し合わせる
。このとき、ｌ１１４＋Ｔ３＝Ｔとなるため％ Ｔ３と
Ｔ４ との間のエツジパルスをノイズによるものと判定
する。
ホ）ノイズによるデータを図示されないメモリから抹消
し、ヒストグラム等を書き換える。つまり、第４図では
、コロトコフ音帯域ノイズＮＣと脈波帯域ノイズＮＨと
が重畳されたノイズＮにより、ＡＤ変換指令が出されて
ノイズＮＣのデータＮＩＮを読込むが、上述の如き処理
によりメモリ（図示なし）内では、第４図Ｃｒ）の如き
ＡＤ変換指令を出したのと同じ状態となり、これによっ
てノイズの影響を除くことができる。
し、ヒストグラム等を書き換える。つまり、第４図では
、コロトコフ音帯域ノイズＮＣと脈波帯域ノイズＮＨと
が重畳されたノイズＮにより、ＡＤ変換指令が出されて
ノイズＮＣのデータＮＩＮを読込むが、上述の如き処理
によりメモリ（図示なし）内では、第４図Ｃｒ）の如き
ＡＤ変換指令を出したのと同じ状態となり、これによっ
てノイズの影響を除くことができる。
以上のように、この発明によれば、脈波の周期性を利用
して、脈波周波数帯にあるノイズを除去できるため、従
来の電子血圧計に比べてより外来ノイズに強い測定が可
能となる利点を有するものである。ただし、実際には、
不整脈等により脈波周期は一定の幅をもつことになるた
め、脈波周期の決定等にはある程度の余裕を持たせるこ
とが必要である。このため、ノイズ除去の効率が悪くな
るが、少なくとも従来方式よりも向上することは明らか
である。 。
して、脈波周波数帯にあるノイズを除去できるため、従
来の電子血圧計に比べてより外来ノイズに強い測定が可
能となる利点を有するものである。ただし、実際には、
不整脈等により脈波周期は一定の幅をもつことになるた
め、脈波周期の決定等にはある程度の余裕を持たせるこ
とが必要である。このため、ノイズ除去の効率が悪くな
るが、少なくとも従来方式よりも向上することは明らか
である。 。
また、測定開始時から異常にノイズが多いときは１本方
式のみでは誤動作の恐れがあるが、この場合には第５＠
のヒストグラムの左よりに大きな山ができることから異
常を判断し、測定をやり直すようにすればよく、このよ
うな対処を柔軟になしうる利点を有するものである。
式のみでは誤動作の恐れがあるが、この場合には第５＠
のヒストグラムの左よりに大きな山ができることから異
常を判断し、測定をやり直すようにすればよく、このよ
うな対処を柔軟になしうる利点を有するものである。
なお、この発明は、いままで説明した電子血圧計用のコ
ロトコフ音判定のほかに脈拍数の計数にも有効である。
ロトコフ音判定のほかに脈拍数の計数にも有効である。
第１図は電子血圧計の従来例を示すブロック図であり、
第２図および第２Ａ図は第１図の各部信号波形を示す波
形図であり、第３図はこの発明の実施例を示すブロック
図であり、第４図は第３図の各部波形を示す波形図であ
り、第５図は第３図の動作を説明するための説明図であ
る。 符号説明 ｌ・・・・・・血！−＆ 検出用マイクロホン、２・・
・・・・アンプ、３・・・・・・コロトコフ音検出用フ
ィルタ、４・・・・・・脈波検出用フィルタ・５，６・
・・・・・コンパレータ、７・、・・・・ワンショット
マルチ、８・・・・・・アンドゲート、ＳＥ・・・・・
・脈波のスレッシュホールド設定器、ＥＤ・・・・・・
脈波の立ち上がりエツジ検出回路、ＭＥ・・・・・・脈
波間隔測定回路、ＡＤ・・・・・・アナログ・ディジタ
ル変換器、工ＮＴ・・曲インタフェイス回路、ＤＰ・・
・・・・マイクロコンピュータ、ＤＢ・・・・・・デー
タバス、Ａ、Ｅ・・・・・・アドレスバス、ＣＢ・・・
・・・コントロールバス 代理人 弁理士 並 木 昭 夫 代理人 弁理士 松 崎 清 第１図 （Ｑ） （ｅ） 第２図 第４図 Ｍ 第５図
第２図および第２Ａ図は第１図の各部信号波形を示す波
形図であり、第３図はこの発明の実施例を示すブロック
図であり、第４図は第３図の各部波形を示す波形図であ
り、第５図は第３図の動作を説明するための説明図であ
る。 符号説明 ｌ・・・・・・血！−＆ 検出用マイクロホン、２・・
・・・・アンプ、３・・・・・・コロトコフ音検出用フ
ィルタ、４・・・・・・脈波検出用フィルタ・５，６・
・・・・・コンパレータ、７・、・・・・ワンショット
マルチ、８・・・・・・アンドゲート、ＳＥ・・・・・
・脈波のスレッシュホールド設定器、ＥＤ・・・・・・
脈波の立ち上がりエツジ検出回路、ＭＥ・・・・・・脈
波間隔測定回路、ＡＤ・・・・・・アナログ・ディジタ
ル変換器、工ＮＴ・・曲インタフェイス回路、ＤＰ・・
・・・・マイクロコンピュータ、ＤＢ・・・・・・デー
タバス、Ａ、Ｅ・・・・・・アドレスバス、ＣＢ・・・
・・・コントロールバス 代理人 弁理士 並 木 昭 夫 代理人 弁理士 松 崎 清 第１図 （Ｑ） （ｅ） 第２図 第４図 Ｍ 第５図
Claims (1)
- はぼ一定の周期で現われる脈波に同期して発生する所定
の血管音（コロトコフ音）情報にもとづき血圧測定を行
なうようにした血圧測定装置であって、前記脈波および
コロトコフ音を電気信号に変換する変換手段と、該変換
信号から所定周波数帯域の脈波信号とコロトコフ音信号
とを個々に抽出する抽出手段と、該抽出された脈波信号
の各立上りを検出する検出手段と、該検出出力にもとづ
いて脈波の発生時間間隔を測定する測定手段と、該測定
された時間間隔信号から所定の演算を行なうことにより
脈波の周期性を判定する演算回路とを有してなり、該演
算回路により所定の周期をもつ脈波信号に同期して発生
するコロトコフ音信号のみを検出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 |
|---|---|---|---|
| JP56164236A JPS5867237A (ja) | 1981-10-16 | 1981-10-16 | 血圧測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56164236A JPS5867237A (ja) | 1981-10-16 | 1981-10-16 | 血圧測定装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5867237A true JPS5867237A (ja) | 1983-04-21 |
Family
ID=15789252
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP56164236A Pending JPS5867237A (ja) | 1981-10-16 | 1981-10-16 | 血圧測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5867237A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60100945A (ja) * | 1983-11-09 | 1985-06-04 | セイコーインスツルメンツ株式会社 | コロトコフ音検出回路 |
| JPS60234639A (ja) * | 1984-05-08 | 1985-11-21 | 株式会社ヴァイン | 血圧計測装置 |
| JP2011200609A (ja) * | 2010-03-26 | 2011-10-13 | Terumo Corp | 電子血圧計 |
-
1981
- 1981-10-16 JP JP56164236A patent/JPS5867237A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60100945A (ja) * | 1983-11-09 | 1985-06-04 | セイコーインスツルメンツ株式会社 | コロトコフ音検出回路 |
| JPS60234639A (ja) * | 1984-05-08 | 1985-11-21 | 株式会社ヴァイン | 血圧計測装置 |
| JP2011200609A (ja) * | 2010-03-26 | 2011-10-13 | Terumo Corp | 電子血圧計 |
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