JPS6080440A - 非侵襲的血圧波計測装置 - Google Patents
非侵襲的血圧波計測装置Info
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- JPS6080440A JPS6080440A JP19016183A JP19016183A JPS6080440A JP S6080440 A JPS6080440 A JP S6080440A JP 19016183 A JP19016183 A JP 19016183A JP 19016183 A JP19016183 A JP 19016183A JP S6080440 A JPS6080440 A JP S6080440A
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- Japan
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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】
この発明は表在性血管や体内深部の血管における血圧波
形を非観血的、非侵襲的に計測できるようにした血圧波
計側装置に関する。
形を非観血的、非侵襲的に計測できるようにした血圧波
計側装置に関する。
例えば、頚動脈のような表在性血管の血圧波形を非観血
的、非侵襲的に計測するには、一般に圧トランスジュー
サが使用されるが、圧トランスジューサを使用する場合
には計測部位の体表面にある程度の圧力をかけた状態で
計測する。このため、計測部位の血管が圧迫を受けるか
ら、圧トランスジューサによる血圧波形と、実際にこの
計測部位にカテーテルを挿入しζ得た血圧波形とでは一
致しない。
的、非侵襲的に計測するには、一般に圧トランスジュー
サが使用されるが、圧トランスジューサを使用する場合
には計測部位の体表面にある程度の圧力をかけた状態で
計測する。このため、計測部位の血管が圧迫を受けるか
ら、圧トランスジューサによる血圧波形と、実際にこの
計測部位にカテーテルを挿入しζ得た血圧波形とでは一
致しない。
計測部位の血圧波形を正確に計測することは、疾患の治
療及び予知を行う上で極めて重要であるにも拘わらず、
従来の血圧波計側装置ではそのデータを提供できなかっ
た。
療及び予知を行う上で極めて重要であるにも拘わらず、
従来の血圧波計側装置ではそのデータを提供できなかっ
た。
また、体内深部の血管の血圧波形を計測できれば、心疾
患等の治療、予防等に極めて重要なデータを得ることが
できる。しかし、上述したような従来の血圧波計側装置
を使用したのでは、非観血的、非侵襲的に体内深部の血
管の血圧波形を計測することばおよそ不可能である。
患等の治療、予防等に極めて重要なデータを得ることが
できる。しかし、上述したような従来の血圧波計側装置
を使用したのでは、非観血的、非侵襲的に体内深部の血
管の血圧波形を計測することばおよそ不可能である。
そこで、この発明では表在性血管、体内深部の血管の血
圧波形を非観血的、非侵襲的に計測することができる血
圧波計側装置を提供するものである。
圧波形を非観血的、非侵襲的に計測することができる血
圧波計側装置を提供するものである。
この発明においては、計測部位における血管の径変位を
示す波形がその部位の血圧波形に極めて近似しているこ
とに着目したもので、同−往１°測部位における径変位
波形と血圧波形との酷似性につい゛この発見及び糺明は
発明者等の変電なる臨床実験によりすでに確認されてい
る。
示す波形がその部位の血圧波形に極めて近似しているこ
とに着目したもので、同−往１°測部位における径変位
波形と血圧波形との酷似性につい゛この発見及び糺明は
発明者等の変電なる臨床実験によりすでに確認されてい
る。
続いて、この発明の一例を第１図以下を参照して詳細に
説明する。
説明する。
この発明においては非観血的、非侵襲的計測を実現する
ために、超音波が使用される。
ために、超音波が使用される。
＋１１がこの測定に供する超音波プローブである。
（２）は体表、（３）は表在性血管（この例では左総頚
動脈）であり、矢印ａが血流方向を示す。
動脈）であり、矢印ａが血流方向を示す。
超音波プローブ（１）は血流速測定に供する一対の受、
波相振動子（４Ａ） 、（４Ｂ＞と、血管（３）の径変
位測定に供する送受波兼用の振動子（５）を有する。
波相振動子（４Ａ） 、（４Ｂ＞と、血管（３）の径変
位測定に供する送受波兼用の振動子（５）を有する。
（１０１は血圧波計側回路の一例であって、発振器（１
１）はプローブ（１）の）辰動子（５）に供給する励１
辰パルスＰｆを得るためのものであり、この例では１０
ｋｌｌｚのパルス出力が利用される。振動子（５）の固
有振動周波数は６Ｍ１ｉｚである。（１２）は出力増幅
器を不ず・ 振動子（５）で受波されたエコー出力Ｓｃ （第２図Ｃ
，Ｓｆは送波パルスを示す。）は広帯域の増幅回１／＆
（１３）に供給される。
１）はプローブ（１）の）辰動子（５）に供給する励１
辰パルスＰｆを得るためのものであり、この例では１０
ｋｌｌｚのパルス出力が利用される。振動子（５）の固
有振動周波数は６Ｍ１ｉｚである。（１２）は出力増幅
器を不ず・ 振動子（５）で受波されたエコー出力Ｓｃ （第２図Ｃ
，Ｓｆは送波パルスを示す。）は広帯域の増幅回１／＆
（１３）に供給される。
なお、エコー出力Ｓｃ中には振動子（４Ａ） 。
（４Ｂ）の振動によって得られる出力（ドツプラー出力
）Ｓａ、Ｓｂが混入しているので、この回路（１３）に
は図′示せずもこれらドツプラー出力Ｓａ。
）Ｓａ、Ｓｂが混入しているので、この回路（１３）に
は図′示せずもこれらドツプラー出力Ｓａ。
ｓｂをトラップするための回路が設けられている。
エコー出力Ｓｃば第２図Ｃで示すように、血管（３）の
前壁（３Ａ）及び後壁（３Ｂ）の各部分に夫々対応した
エコーパルスＳｇ、Ｓｈが得られる。しかも、各エコー
パルスＳｇ、ｓｈは外径壁（３Δａ）＋（３Ｂａ）及び
内径壁（３＾ｂ）、（３Ｂｂ）に人々対応しているので
、エコーパルスＳｃのうち内径壁（３Ａｂ ） 、（３
Ｂｂ ）に関連したエコーパルスＳｇ２とＳｈｘとの時
間幅が計測部位の血管径Ｄｂに対応する。
前壁（３Ａ）及び後壁（３Ｂ）の各部分に夫々対応した
エコーパルスＳｇ、Ｓｈが得られる。しかも、各エコー
パルスＳｇ、ｓｈは外径壁（３Δａ）＋（３Ｂａ）及び
内径壁（３＾ｂ）、（３Ｂｂ）に人々対応しているので
、エコーパルスＳｃのうち内径壁（３Ａｂ ） 、（３
Ｂｂ ）に関連したエコーパルスＳｇ２とＳｈｘとの時
間幅が計測部位の血管径Ｄｂに対応する。
従って、内径壁（３Δｂ）、（３Ｂｂ）に関連したエコ
ーパルスＳｇ２及びＳｈｔに夫々追従したゲートパルス
Ｐ ＣＢ＋ Ｐ ｃｂ （第２図り、 Ｅ）によって径
変位出力を形成できる。この例では、エコートランキン
グ回路という特殊な回路でゲートパルスＰ Ｃａ＋Ｐｃ
ｂを形成する。
ーパルスＳｇ２及びＳｈｔに夫々追従したゲートパルス
Ｐ ＣＢ＋ Ｐ ｃｂ （第２図り、 Ｅ）によって径
変位出力を形成できる。この例では、エコートランキン
グ回路という特殊な回路でゲートパルスＰ Ｃａ＋Ｐｃ
ｂを形成する。
（１〇八）、（１０Ｂ）はエコートラッキング回路を示
し、一方の回路（１０＾）はゲートパルスＰｃａを形成
するためのものであり、他方の回１７＆ （１０Ｂ ）
ハ残りのゲートパルスＰｃｂを形成するためのものであ
る。一方のエコートランキング回路（ＩＯＡ ）から説
明する。
し、一方の回路（１０＾）はゲートパルスＰｃａを形成
するためのものであり、他方の回１７＆ （１０Ｂ ）
ハ残りのゲートパルスＰｃｂを形成するためのものであ
る。一方のエコートランキング回路（ＩＯＡ ）から説
明する。
（１４Ａ）は遅延発振回路で、電圧比較器（１５Ａ）と
その出力でトリガーされる単安定マルチバイブレーク（
１６Ａ ）で構成され、このマルチ出力がゲートパルス
ＰｃａとしてエコーパルスＳｃと共にデー１路とし°Ｃ
動作する位相比較器（１７Ａ）に供給される。ゲートパ
ルスＰｃａはエコーパルスＳｃのうち前壁（３Ａ）の内
径壁（３Ａｂ）に対応したエコーパルスＳｌ！２の位置
で発生ずるように前もって）す（ｄ整されている。
その出力でトリガーされる単安定マルチバイブレーク（
１６Ａ ）で構成され、このマルチ出力がゲートパルス
ＰｃａとしてエコーパルスＳｃと共にデー１路とし°Ｃ
動作する位相比較器（１７Ａ）に供給される。ゲートパ
ルスＰｃａはエコーパルスＳｃのうち前壁（３Ａ）の内
径壁（３Ａｂ）に対応したエコーパルスＳｌ！２の位置
で発生ずるように前もって）す（ｄ整されている。
この調整は例えば次のようにして行うことができる。
マス、オシロスコープ（図示せず）上にエコー出力（パ
ルスエコー）Ｓｃを表示しておく。その状態で、位相比
較供給（１７Ａ）に対する人力であるエコー出力Ｓｃを
カットし、電圧比較器（１５八）においてオフセット電
圧Ｖａと基準出力ＩＦ、ｃとの電圧比較を行い、その比
較出力をモノマルチバイブレーク（１６＾）で一定時間
遅延し、その遅延したゲートパルスＰｃａを上述のオシ
ロスコープ上に映し出し、このゲートパルスＰｃａがエ
コー出力Ｓｃ中の内径壁（３Ａｂ ）に関連したエコー
パルスＳｇ２と一致するように、オフセット電圧Ｖａを
調整する。
ルスエコー）Ｓｃを表示しておく。その状態で、位相比
較供給（１７Ａ）に対する人力であるエコー出力Ｓｃを
カットし、電圧比較器（１５八）においてオフセット電
圧Ｖａと基準出力ＩＦ、ｃとの電圧比較を行い、その比
較出力をモノマルチバイブレーク（１６＾）で一定時間
遅延し、その遅延したゲートパルスＰｃａを上述のオシ
ロスコープ上に映し出し、このゲートパルスＰｃａがエ
コー出力Ｓｃ中の内径壁（３Ａｂ ）に関連したエコー
パルスＳｇ２と一致するように、オフセット電圧Ｖａを
調整する。
一方のエコートラッキング回路（１０＾）は図のように
位相ロックするように閉ループ構成となっているので、
−且オフセント電圧Ｖａを調整したのち、位相比較器（
１７＾）にエコー出力Ｓ Ｃを人力ずれは、このエコー
出力Ｓｃに追従し゛（、エコーパルスｓｇ２が変動する
。
位相ロックするように閉ループ構成となっているので、
−且オフセント電圧Ｖａを調整したのち、位相比較器（
１７＾）にエコー出力Ｓ Ｃを人力ずれは、このエコー
出力Ｓｃに追従し゛（、エコーパルスｓｇ２が変動する
。
従うて、今エコーパルスＳｇ２トケートハルスＩ）ｃａ
との位相関係が第３図Ａ、Ｂで示すようになっていれば
、このときの位相比較器（１７Δ）の出力Ｓｉａは同図
Ｃのようになるので、これをローパスフィルタ（１８Ａ
）にて平滑すれば、その出力Ｅａは零になる。
との位相関係が第３図Ａ、Ｂで示すようになっていれば
、このときの位相比較器（１７Δ）の出力Ｓｉａは同図
Ｃのようになるので、これをローパスフィルタ（１８Ａ
）にて平滑すれば、その出力Ｅａは零になる。
、二の出力Ｅａはオフセット電圧調整用可変抵抗器（１
！ＩＩＡ）で得たオフセント電圧Ｖａに重畳され、その
出力が電圧比較器（１’５Ａ）に供給される。この電圧
比較器（１５Ａ ）には第４しＩＡで示すようなのこぎ
り波状の基準出力Ｅｃが供給されている。
！ＩＩＡ）で得たオフセント電圧Ｖａに重畳され、その
出力が電圧比較器（１’５Ａ）に供給される。この電圧
比較器（１５Ａ ）には第４しＩＡで示すようなのこぎ
り波状の基準出力Ｅｃが供給されている。
（２０）はこの基準出力Ｅｃを形成するための回路で、
励振パルスＰｒによって駆動される。従って、）肋娠パ
ルスＰｆは周波数が１０ＫＩＩｚであるから、この基準
出力Ｂｃもこの励振パルスＰｆに対応した周期となる。
励振パルスＰｒによって駆動される。従って、）肋娠パ
ルスＰｆは周波数が１０ＫＩＩｚであるから、この基準
出力Ｂｃもこの励振パルスＰｆに対応した周期となる。
さて、比較電圧はＶａであるから、基準出力Ｅｃと一致
したところで、比較出力が出力されてマルチバイフ゛レ
ータ （’１Ｉ３Ａ）がトリガーされる結果、上述した
理由により第４図ＢのゲートパルスＰｃａが得られる。
したところで、比較出力が出力されてマルチバイフ゛レ
ータ （’１Ｉ３Ａ）がトリガーされる結果、上述した
理由により第４図ＢのゲートパルスＰｃａが得られる。
なお、このゲートパルスＰｃａのパルス幅は振動子（５
）の固有慝動周１υ１の＋に選ばれている。
）の固有慝動周１υ１の＋に選ばれている。
デー１゛パルスＰｅａに対し、エコーパルスＳｇ２が第
３図Ａの破線で示すように変化した場合には、このゲー
トパルスＰｃａによってゲートされる出力Ｓｉａば同図
りの如くなるから、このときには負の平滑出力Ｅａとな
って、電圧比較器（１５Ａ）への入力電圧が低下する。
３図Ａの破線で示すように変化した場合には、このゲー
トパルスＰｃａによってゲートされる出力Ｓｉａば同図
りの如くなるから、このときには負の平滑出力Ｅａとな
って、電圧比較器（１５Ａ）への入力電圧が低下する。
そのため、ゲートパルスＰｃａは第４１３ｇＩ Ｃのよ
うな位置に移動し、この移動によってゲートパルスＰｃ
ａとエコーパルスＳｇ２の位相差が零になると、平滑出
力Ｅａが零になってＰ Ｌ Ｌ動作は停止する。エコー
パルスＳｇ２が上述とは逆に右側に移動ずれば、出力Ｓ
ｉａば第３図Ｅとなり、ゲートパルスＰｃａは第４図り
のように同じく右側にずれる。このようなＰＬＬ制御に
よってエコーパルスＳｇ２にゲートパルスＰｃａが追従
する。ここで、エコーパルスｓｇ２の位相変動は血管（
３）を流れる血流によっ°ζ生ずるものであるから、血
管壁の変位状態はこのゲートパルスＰｃａの位相変化と
なってあられれる。
うな位置に移動し、この移動によってゲートパルスＰｃ
ａとエコーパルスＳｇ２の位相差が零になると、平滑出
力Ｅａが零になってＰ Ｌ Ｌ動作は停止する。エコー
パルスＳｇ２が上述とは逆に右側に移動ずれば、出力Ｓ
ｉａば第３図Ｅとなり、ゲートパルスＰｃａは第４図り
のように同じく右側にずれる。このようなＰＬＬ制御に
よってエコーパルスＳｇ２にゲートパルスＰｃａが追従
する。ここで、エコーパルスｓｇ２の位相変動は血管（
３）を流れる血流によっ°ζ生ずるものであるから、血
管壁の変位状態はこのゲートパルスＰｃａの位相変化と
なってあられれる。
同様にし”Ｃ１他方のエコートランキング回路Ｃｌ０Ｂ
）においては、第２図Ｅに示すように、後壁（３Ｂ）
の内径壁（３Ｂｂ）の変位に対応したゲートパルスＰｃ
ｂが形成され、上述のゲートパルスＰｃａにてフリップ
フロップ回路（２１）をセットし、ごのゲートパルスＰ
ｃｌ］でリセットするようにすれば、＋ｍ管内径Ｄｂに
関連したパルス幅をもつパルス出力Ｐｃ （第２図Ｆ）
を形成できる。
）においては、第２図Ｅに示すように、後壁（３Ｂ）
の内径壁（３Ｂｂ）の変位に対応したゲートパルスＰｃ
ｂが形成され、上述のゲートパルスＰｃａにてフリップ
フロップ回路（２１）をセットし、ごのゲートパルスＰ
ｃｌ］でリセットするようにすれば、＋ｍ管内径Ｄｂに
関連したパルス幅をもつパルス出力Ｐｃ （第２図Ｆ）
を形成できる。
従って、今血管（３）の収縮期が第２図Ａであり、拡張
期が同図Ｇであるとすれば、この血管拍動に応じてパル
ス出力Ｐｃは同図Ｆから同図１まで変化することになる
。パルス出力Ｐｃは端子（２１ａ ）に出力されると共
に、ごれは６０１１ｚをカットオフ周波数とする３１Ｌ
消回＋１３ （２２）を介して直流増幅回路（２３）に
供給される。従っ゛て、その出力は第５しＩＡのように
なる。この波形は計測部位の血圧波形（１ｌｌｉ圧波信
号）を示すと共に径変位波形（径変位イに一号） をボ
す。
期が同図Ｇであるとすれば、この血管拍動に応じてパル
ス出力Ｐｃは同図Ｆから同図１まで変化することになる
。パルス出力Ｐｃは端子（２１ａ ）に出力されると共
に、ごれは６０１１ｚをカットオフ周波数とする３１Ｌ
消回＋１３ （２２）を介して直流増幅回路（２３）に
供給される。従っ゛て、その出力は第５しＩＡのように
なる。この波形は計測部位の血圧波形（１ｌｌｉ圧波信
号）を示すと共に径変位波形（径変位イに一号） をボ
す。
第６図へは実際にカテーテルを左総頚動脈に挿入して計
測したときのｌ［１１圧波形（被検者は３１歳の女性）
であり、同図１３は第１図に承ずこの発明に係る１（１
１圧６ＪＬ計測装憎１を使用して計測しζ得た血圧波形
Ｓｄである。両者を比較すれば明らかなように、侵襲的
に計測した結果と同一になる。同図Ｃは横軸に計測部位
の血管径（直径）を目盛り、縦軸に血圧値を目盛ったと
きのりザージュ波形を不ず。このようにリサージュ波形
が直線的になることは、両者の関係が線形であることを
ボずものであるから、径変位波形は血圧波形とみなすこ
とができる。
測したときのｌ［１１圧波形（被検者は３１歳の女性）
であり、同図１３は第１図に承ずこの発明に係る１（１
１圧６ＪＬ計測装憎１を使用して計測しζ得た血圧波形
Ｓｄである。両者を比較すれば明らかなように、侵襲的
に計測した結果と同一になる。同図Ｃは横軸に計測部位
の血管径（直径）を目盛り、縦軸に血圧値を目盛ったと
きのりザージュ波形を不ず。このようにリサージュ波形
が直線的になることは、両者の関係が線形であることを
ボずものであるから、径変位波形は血圧波形とみなすこ
とができる。
同様に、第７図は５０歳の男性を被検者としたときの侵
襲的血圧波形、非侵襲的血圧波形及びリサージュ波形で
ありて、この場合も第６図と同様な関係にあることが判
る。
襲的血圧波形、非侵襲的血圧波形及びリサージュ波形で
ありて、この場合も第６図と同様な関係にあることが判
る。
これらのことから、上述の手段を使用すれば、表在性血
管の血圧波形を極めて正確に、しかも非観血的、非侵襲
的に計測できることがわかる。
管の血圧波形を極めて正確に、しかも非観血的、非侵襲
的に計測できることがわかる。
なお、第５図Ｂは心電図波形Ｓｅを示ず。 −」１述で
は表在性血管の血圧波形について説明したが、この発明
では超音波プローブｉｌｌの反射エコーＳｃが得られる
範囲であれば、生体法１’ｆｌｆの血管の血圧波形も同
様に計測できることば容易に理解できよう。
は表在性血管の血圧波形について説明したが、この発明
では超音波プローブｉｌｌの反射エコーＳｃが得られる
範囲であれば、生体法１’ｆｌｆの血管の血圧波形も同
様に計測できることば容易に理解できよう。
以」二説明したように、この発明によれば超音波プロー
ブ（１１より（ｑられる反射エコーＳｃに基づいて血圧
波形を計測できるから、非観血的、非侵襲的に血圧波形
の計測がｉす能になると共に、表在性１１１１管のみな
らず、生体深部の血管の血圧波形も計測できるから、特
にこの発明は生体深部の血管の１１１［圧波形を計測す
る場合に適用して極め゛ζ好適である。
ブ（１１より（ｑられる反射エコーＳｃに基づいて血圧
波形を計測できるから、非観血的、非侵襲的に血圧波形
の計測がｉす能になると共に、表在性１１１１管のみな
らず、生体深部の血管の血圧波形も計測できるから、特
にこの発明は生体深部の血管の１１１［圧波形を計測す
る場合に適用して極め゛ζ好適である。
同口１１の簡１１１な説明
″第１図は、この発明に係る非侵襲的血圧波計側装置の
一例を示すブロック図、第２し１〜第７図は夫々この発
明の説明に供する波形図である。
一例を示すブロック図、第２し１〜第７図は夫々この発
明の説明に供する波形図である。
（１）は超音波プローブ、００）は血圧被計測回路、（
１０八）、（ｌｕｌｌ）は第１及び第２のコ二コートラ
ッキング回路、Ｓｃは反射エコー、Ｓｄは血圧波形であ
る。
１０八）、（ｌｕｌｌ）は第１及び第２のコ二コートラ
ッキング回路、Ｓｃは反射エコー、Ｓｄは血圧波形であ
る。
１８２図
嬶ｓｒｉ！Ｊ
手続ネ市正書（方式）
昭和５９年２月２１日
昭和５８年特許願第１９０１６１号
２°発明（Ｄ 名４３Ｆ 非侵襲的血圧波計側装置３、
補正をする者 事件との関係 特許出願人 ４、代理人 ６、補正により増加する発明の数 ７、補正の対象 明細督の図面の＋ｉ＋単な説明のイ岡
及び凹曲 ８、補正の内容 （１）明細書中、第１１頁１０〜１１行「第２図・・・
・である。」を次のように訂正する。
補正をする者 事件との関係 特許出願人 ４、代理人 ６、補正により増加する発明の数 ７、補正の対象 明細督の図面の＋ｉ＋単な説明のイ岡
及び凹曲 ８、補正の内容 （１）明細書中、第１１頁１０〜１１行「第２図・・・
・である。」を次のように訂正する。
「第２図〜第５図は夫々この発明の説明に供する波形図
、第６図Ａ及び第７図Ａは血圧波形図、第６図Ｂ及び第
７図Ｂは径変位波形図、第６図Ｃ及び第７図Ｃは血管径
と血圧との関係を示すオシロスコープによる写真である
。」 （２） 図面中、第６図Ａ、Ｂ及び第７図Ａ、Ｂを別紙
の通り訂正する。
、第６図Ａ及び第７図Ａは血圧波形図、第６図Ｂ及び第
７図Ｂは径変位波形図、第６図Ｃ及び第７図Ｃは血管径
と血圧との関係を示すオシロスコープによる写真である
。」 （２） 図面中、第６図Ａ、Ｂ及び第７図Ａ、Ｂを別紙
の通り訂正する。
以上
Claims (1)
- 超音波プローブより照射された超音波の反射エコーから
血管の前壁及び後壁に対応した径変位信号を検出し、こ
の径変位信号を、その最高振幅を最高血圧とし、最低振
幅を最低血圧とする血圧波信号として得るようにした非
侵襲的血圧波計側装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19016183A JPS6080440A (ja) | 1983-10-12 | 1983-10-12 | 非侵襲的血圧波計測装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19016183A JPS6080440A (ja) | 1983-10-12 | 1983-10-12 | 非侵襲的血圧波計測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6080440A true JPS6080440A (ja) | 1985-05-08 |
| JPH0145368B2 JPH0145368B2 (ja) | 1989-10-03 |
Family
ID=16253437
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP19016183A Granted JPS6080440A (ja) | 1983-10-12 | 1983-10-12 | 非侵襲的血圧波計測装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6080440A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6411535A (en) * | 1987-07-07 | 1989-01-17 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP2014176745A (ja) * | 2014-05-29 | 2014-09-25 | Seiko Epson Corp | 血圧計測装置、及び血圧計測方法 |
-
1983
- 1983-10-12 JP JP19016183A patent/JPS6080440A/ja active Granted
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6411535A (en) * | 1987-07-07 | 1989-01-17 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP2014176745A (ja) * | 2014-05-29 | 2014-09-25 | Seiko Epson Corp | 血圧計測装置、及び血圧計測方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0145368B2 (ja) | 1989-10-03 |
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