JP2668996B2 - 電子血圧計 - Google Patents
電子血圧計Info
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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、カフを用いた非観血式の電子血圧計、特
にオシロメトリック法採用の電子血圧計に関する。
にオシロメトリック法採用の電子血圧計に関する。
（ロ）従来の技術 一般に、カフを任意の測定部位に巻装し、それを加圧
ポンプ等で加圧した後に徐々に減圧してゆくと、脈拍に
同期してカフ内圧に圧力振動が生じる。この圧力振動を
脈波と呼ぶが、オシロメトリック法は、この脈波の波形
を解析して血圧を算出（決定）する手法の総称である。
従来のオシロメトリック法は、上記した脈波の振幅の変
化を認識して血圧を算出していた。つまり、カフ圧を収
縮期圧（最高血圧）以上に加圧した後、徐々に減圧して
行くと、脈波の振幅は最初小さく、次第に増大し、カフ
圧が平均血圧と等しくなる辺りで、最大振幅を迎えた
後、今度はしだいに減少して行くという性質を持つこと
を利用して、従来は脈波振幅が最大振幅を基に算出した
脈波振幅の相対レベル（Ｘ％、Ｙ％）と等しくなった時
点のカフ圧を収縮期圧あるいは拡張期圧（最低血圧）と
決定する方法（第７図参照）や、脈波振幅の増加率が急
に増加または減少率が急に減少する時点でのカフ圧を、
それぞれ収縮期圧、拡張期圧と決定する方法（第８図参
照）で血圧を算出していた。
ポンプ等で加圧した後に徐々に減圧してゆくと、脈拍に
同期してカフ内圧に圧力振動が生じる。この圧力振動を
脈波と呼ぶが、オシロメトリック法は、この脈波の波形
を解析して血圧を算出（決定）する手法の総称である。
従来のオシロメトリック法は、上記した脈波の振幅の変
化を認識して血圧を算出していた。つまり、カフ圧を収
縮期圧（最高血圧）以上に加圧した後、徐々に減圧して
行くと、脈波の振幅は最初小さく、次第に増大し、カフ
圧が平均血圧と等しくなる辺りで、最大振幅を迎えた
後、今度はしだいに減少して行くという性質を持つこと
を利用して、従来は脈波振幅が最大振幅を基に算出した
脈波振幅の相対レベル（Ｘ％、Ｙ％）と等しくなった時
点のカフ圧を収縮期圧あるいは拡張期圧（最低血圧）と
決定する方法（第７図参照）や、脈波振幅の増加率が急
に増加または減少率が急に減少する時点でのカフ圧を、
それぞれ収縮期圧、拡張期圧と決定する方法（第８図参
照）で血圧を算出していた。
（ハ）発明が解決しようとする課題 脈波振幅の挙動は、本来個体毎に大きく異なるという
性質がある。したがって、上記した従来の前者の方法で
は、真の収縮期圧または拡張期圧における脈波振幅が必
ずしも最大脈波振幅との一定比率とはならない。また、
従来の後者の方法においては、脈波振幅の増加率、また
は減少率の変化点が多くの場合不明確である。以上の理
由により、従来のオシロメトリック法のいずれの方法を
採用して場合でも、しばしば大きな測定誤差が生じると
いう問題があった。
性質がある。したがって、上記した従来の前者の方法で
は、真の収縮期圧または拡張期圧における脈波振幅が必
ずしも最大脈波振幅との一定比率とはならない。また、
従来の後者の方法においては、脈波振幅の増加率、また
は減少率の変化点が多くの場合不明確である。以上の理
由により、従来のオシロメトリック法のいずれの方法を
採用して場合でも、しばしば大きな測定誤差が生じると
いう問題があった。
この発明は、上記問題点に着目してなされたものであ
って、個体差が小さく、特徴量変化の明確なパラメー
タ、つまり脈波振幅以外の脈波パラメータを用いて、高
精度で信頼性の高いオシロメトリック法採用の電子血圧
計を提供することを目的としている。
って、個体差が小さく、特徴量変化の明確なパラメー
タ、つまり脈波振幅以外の脈波パラメータを用いて、高
精度で信頼性の高いオシロメトリック法採用の電子血圧
計を提供することを目的としている。
（ニ）課題を解決するための手段及び作用 この発明の電子血圧計は、脈波およびカフ圧を検出し
ながら血圧を測定するものにおいて、１拍毎の脈波の最
大値及び最小値及び平均値を算出する手段と、この手段
で算出した最大値及び最小値及び平均値を用いて構成さ
れる脈波平均比を算出する手段と、この手段が算出した
脈波平均比の特徴点を抽出する手段と、この手段が抽出
した特徴点と対応するカフ圧とから血圧値を決定する血
圧決定手段とを備えている。
ながら血圧を測定するものにおいて、１拍毎の脈波の最
大値及び最小値及び平均値を算出する手段と、この手段
で算出した最大値及び最小値及び平均値を用いて構成さ
れる脈波平均比を算出する手段と、この手段が算出した
脈波平均比の特徴点を抽出する手段と、この手段が抽出
した特徴点と対応するカフ圧とから血圧値を決定する血
圧決定手段とを備えている。
ここで、脈波平均比Ｒの性質について説明する第１図
に、腕帯内圧を減少する過程での脈波平均比Ｒの変化を
示している。これは、260名の被験者より得られた臨床
データで聴診法による収縮期圧（SYS）と拡張期圧（DI
A）で正規化された腕帯内圧軸上にプロットされてい
る。横軸の数値はSYS−DIAを100％とし、SYSを基準とし
た時の圧力差を示している。この図よりカフの減圧過程
では、脈波平均比Ｒは収縮期圧より高いカフ内圧領域で
僅かに減少する傾向にあるが、収縮期圧点（図中SYS
点）付近から急激に増加し始め、拡張期圧点（同DIA
点）までほぼ単調に増加する。そして、拡張期圧点で約
50％程度に達し、それ以降は再度減少する傾向にある。
このような脈波平均比Ｒの性質は、第２図（ａ）（ｂ）
（ｃ）に示すようにカフ減圧過程における脈波波形の変
化に由来するが、個人差のバラツキのない安定した変化
であるとともに、血圧に対応した顕著な特徴量の変化が
観測される。かくして、脈波平均比Ｒを用いることによ
って、再現性の高い血圧測定が可能となる。すなわち、
この電子血圧計では、例えば、カフの減圧過程で脈波成
分を抽出し、各脈波の最大値、最小値及び平均値を算出
し、これら最大値、最小値及び平均値から脈波平均比を
算出し、減圧過程で、この脈波平均比の特徴点を抽出
し、抽出された特徴点から収縮期圧及び拡張期圧が算出
決定される。なお、以上の脈波平均比の変化をカフの減
圧過程にて検出し、血圧値を算出する血圧計について述
べたが、これが微速加圧過程に行われても良い。
に、腕帯内圧を減少する過程での脈波平均比Ｒの変化を
示している。これは、260名の被験者より得られた臨床
データで聴診法による収縮期圧（SYS）と拡張期圧（DI
A）で正規化された腕帯内圧軸上にプロットされてい
る。横軸の数値はSYS−DIAを100％とし、SYSを基準とし
た時の圧力差を示している。この図よりカフの減圧過程
では、脈波平均比Ｒは収縮期圧より高いカフ内圧領域で
僅かに減少する傾向にあるが、収縮期圧点（図中SYS
点）付近から急激に増加し始め、拡張期圧点（同DIA
点）までほぼ単調に増加する。そして、拡張期圧点で約
50％程度に達し、それ以降は再度減少する傾向にある。
このような脈波平均比Ｒの性質は、第２図（ａ）（ｂ）
（ｃ）に示すようにカフ減圧過程における脈波波形の変
化に由来するが、個人差のバラツキのない安定した変化
であるとともに、血圧に対応した顕著な特徴量の変化が
観測される。かくして、脈波平均比Ｒを用いることによ
って、再現性の高い血圧測定が可能となる。すなわち、
この電子血圧計では、例えば、カフの減圧過程で脈波成
分を抽出し、各脈波の最大値、最小値及び平均値を算出
し、これら最大値、最小値及び平均値から脈波平均比を
算出し、減圧過程で、この脈波平均比の特徴点を抽出
し、抽出された特徴点から収縮期圧及び拡張期圧が算出
決定される。なお、以上の脈波平均比の変化をカフの減
圧過程にて検出し、血圧値を算出する血圧計について述
べたが、これが微速加圧過程に行われても良い。
（ホ）実施例 以下、実施例により、この発明をさらに詳細に説明す
る。
る。
第３図は、この発明が実施される電子血圧計のハード
構成を示すブロック図である。
構成を示すブロック図である。
同図において、カフ（腕帯）１はパイプ２を介して微
速排気機能及び急速排気機能を有する排気弁３、加圧ポ
ンプ４、圧力センサ５に連結されている。加圧ポンプ４
は、CPU9からの指令によってON/OFFされ、また、排気弁
３は、同じくCPU9からの指令信号ａにより急速排気機能
がONされるように構成されている。圧力センサ５はパイ
プ２を通して受けるカフ１内の圧力を電気信号に変換し
て、これを出力して増幅器６で増幅し、A/D変換器７で
デジタル信号に変換してCPU9に取り込まれる。一方、増
幅器６より出力される腕帯内圧信号は、脈波成分を含ん
でいるので、バンドパスフィルタ８で脈波成分のみを導
出し、これを同じくA/D変換器７でデジタル信号に変換
してCPU9に取り込む。CPU9は後述する血圧算出のための
処理を実行し、表示器10にその測定値を表示する。
速排気機能及び急速排気機能を有する排気弁３、加圧ポ
ンプ４、圧力センサ５に連結されている。加圧ポンプ４
は、CPU9からの指令によってON/OFFされ、また、排気弁
３は、同じくCPU9からの指令信号ａにより急速排気機能
がONされるように構成されている。圧力センサ５はパイ
プ２を通して受けるカフ１内の圧力を電気信号に変換し
て、これを出力して増幅器６で増幅し、A/D変換器７で
デジタル信号に変換してCPU9に取り込まれる。一方、増
幅器６より出力される腕帯内圧信号は、脈波成分を含ん
でいるので、バンドパスフィルタ８で脈波成分のみを導
出し、これを同じくA/D変換器７でデジタル信号に変換
してCPU9に取り込む。CPU9は後述する血圧算出のための
処理を実行し、表示器10にその測定値を表示する。
もっとも、ここに示す電子血圧計のハード構成は、従
来のオシロメトリック電子血圧計の構成と特に変わると
ころはない。したがって、圧力センサ５は、半導体圧力
センサや、ベローズ式のセンサと発振器を組み合わせた
ものであってもよい。また、バンドパスフィルタ８はCP
U9内で、ソフトで構成するディジタルフィルタであって
もよい。この発明の特徴は、CPU9で実行される血圧算出
のアルゴリズムに特徴を有するものである。
来のオシロメトリック電子血圧計の構成と特に変わると
ころはない。したがって、圧力センサ５は、半導体圧力
センサや、ベローズ式のセンサと発振器を組み合わせた
ものであってもよい。また、バンドパスフィルタ８はCP
U9内で、ソフトで構成するディジタルフィルタであって
もよい。この発明の特徴は、CPU9で実行される血圧算出
のアルゴリズムに特徴を有するものである。
次に、第４図及び第５図に示すフロー図を参照して、
上記電子血圧計の血圧測定動作について説明する。
上記電子血圧計の血圧測定動作について説明する。
図示外のスタートスイッチがONされると、第４図に示
す処理がスタートし、先ずステップST（以下ST1と略
す）１で血圧算出に用いる各変数を初期化する。ここ
で、各変数の機能を列挙すると、ｔは脈波データPW
（ｔ）のカウンタ、ｎは脈拍カウンタ（算出される脈波
平均比Ｒのカウンタでもある）、FLAGは脈波を１拍毎に
区切る時に用いるフラグ、DIAは最低血圧を記憶する変
数（フラグ機能を合わせ持つ為、初期化される）、CDIA
は脈波平均比Ｒの最大点の位置を示すカウンタ（最大点
が現在から何拍前にあるかを示す）、RMAX、RMINは脈波
平均比Ｒの最大値及び最小値をメモリする変数である。
す処理がスタートし、先ずステップST（以下ST1と略
す）１で血圧算出に用いる各変数を初期化する。ここ
で、各変数の機能を列挙すると、ｔは脈波データPW
（ｔ）のカウンタ、ｎは脈拍カウンタ（算出される脈波
平均比Ｒのカウンタでもある）、FLAGは脈波を１拍毎に
区切る時に用いるフラグ、DIAは最低血圧を記憶する変
数（フラグ機能を合わせ持つ為、初期化される）、CDIA
は脈波平均比Ｒの最大点の位置を示すカウンタ（最大点
が現在から何拍前にあるかを示す）、RMAX、RMINは脈波
平均比Ｒの最大値及び最小値をメモリする変数である。
初期化に続き脈波データPW（ｔ）をA/D変換器７を通
して読み込み（ST2）、続いて変数ｔを１インクリメン
トし（ST3）、脈波を１拍毎に区切るため、区切り点の
検出を行う（ST4）。この区切り点の検出は、第６図に
示すように、脈波データに設けられた閾値と脈波との交
点を検出するなどの処理により実現される。次に、区切
り点が検出されたか否かを判定し（ST5）、区切り点が
検出されるまで、ST2乃至ST5の処理を繰り返し、つまり
脈波データPW（ｔ）のデータ読込みを行い。区切り点が
検出されると、ST5の判定がYESとなり、ここで、脈波平
均比Ｒ（ｎ）の算出を行う。
して読み込み（ST2）、続いて変数ｔを１インクリメン
トし（ST3）、脈波を１拍毎に区切るため、区切り点の
検出を行う（ST4）。この区切り点の検出は、第６図に
示すように、脈波データに設けられた閾値と脈波との交
点を検出するなどの処理により実現される。次に、区切
り点が検出されたか否かを判定し（ST5）、区切り点が
検出されるまで、ST2乃至ST5の処理を繰り返し、つまり
脈波データPW（ｔ）のデータ読込みを行い。区切り点が
検出されると、ST5の判定がYESとなり、ここで、脈波平
均比Ｒ（ｎ）の算出を行う。
この脈波平均比Ｒ（ｎ）の算出処理の詳細について後
述する。
述する。
脈波平均比Ｒ（ｎ）が求められると、次に変数ｎを１
インクリメントし、変数RMINとＲ（ｎ）とを比較し、R
MINがＲ（ｎ）よりも大であればＲ（ｎ）の値をRMINに
新たに記憶して、RMINを更新するとともに、その時点で
の腕帯圧を収縮期圧の変数SYSに記憶する（ST9）。ST8
でＲ（ｎ）がRMINより大きい場合には判定NOでST9をス
キップしST10に移る。ここでST8乃至ST9の処理により、
脈波平均比Ｒ（ｎ）が最小であった時のカフ圧が収縮期
圧としてSYSに記憶されるようになっている。
インクリメントし、変数RMINとＲ（ｎ）とを比較し、R
MINがＲ（ｎ）よりも大であればＲ（ｎ）の値をRMINに
新たに記憶して、RMINを更新するとともに、その時点で
の腕帯圧を収縮期圧の変数SYSに記憶する（ST9）。ST8
でＲ（ｎ）がRMINより大きい場合には判定NOでST9をス
キップしST10に移る。ここでST8乃至ST9の処理により、
脈波平均比Ｒ（ｎ）が最小であった時のカフ圧が収縮期
圧としてSYSに記憶されるようになっている。
次に、ST10では、Ｒ（ｎ）の値が40％より大きいか否
か判定し、平均値が40％より小さい時にはST2にリター
ンし、判定YESの場合にはST11に移り、変数RMAXが脈波
平均比Ｒ（ｎ）よりも小さいか否かを判定する。ST10で
40％よりも大きいか否かが判定されるのは、その時点の
カフ圧がまだ充分に拡張期圧に近づかない内、以下に続
く拡張期圧の決定処理が行われて、異常な拡張期圧が算
出されるのを防ぐためのものである。つまり、カフ圧が
まだ拡張期圧付近まで減圧されない場合には、脈波平均
比Ｒ（ｎ）は40％より小さな値を取り続けるので、処理
はST10からST2にジャンプして収縮期圧の決定処理を繰
り返すが、やがて、減圧が充分に進むと、脈波平均比Ｒ
（ｎ）が40％を越えるようになり、ST10の判定がYES
で、ST11以降の処理に移ることになる。
か判定し、平均値が40％より小さい時にはST2にリター
ンし、判定YESの場合にはST11に移り、変数RMAXが脈波
平均比Ｒ（ｎ）よりも小さいか否かを判定する。ST10で
40％よりも大きいか否かが判定されるのは、その時点の
カフ圧がまだ充分に拡張期圧に近づかない内、以下に続
く拡張期圧の決定処理が行われて、異常な拡張期圧が算
出されるのを防ぐためのものである。つまり、カフ圧が
まだ拡張期圧付近まで減圧されない場合には、脈波平均
比Ｒ（ｎ）は40％より小さな値を取り続けるので、処理
はST10からST2にジャンプして収縮期圧の決定処理を繰
り返すが、やがて、減圧が充分に進むと、脈波平均比Ｒ
（ｎ）が40％を越えるようになり、ST10の判定がYES
で、ST11以降の処理に移ることになる。
ST11で変数RMAXが脈波平均比Ｒ（ｎ）よりも小さい場
合には、カフ圧を拡張期圧の変数DIAとして記憶し（ST1
6）、カウンタCDIAを０にし（ST17）、さらに今回の脈
波平均比Ｒ（ｎ）をRMAXとして新たに記憶し（ST18）、
ST2に戻る。そして、ST2乃至ST11、ST16乃至ST18の処理
を繰り返す。つまり、ST16乃至ST18では、脈波平均比Ｒ
（ｎ）の最大値でのカフ圧が、変数DIAによって毎回更
新されている。
合には、カフ圧を拡張期圧の変数DIAとして記憶し（ST1
6）、カウンタCDIAを０にし（ST17）、さらに今回の脈
波平均比Ｒ（ｎ）をRMAXとして新たに記憶し（ST18）、
ST2に戻る。そして、ST2乃至ST11、ST16乃至ST18の処理
を繰り返す。つまり、ST16乃至ST18では、脈波平均比Ｒ
（ｎ）の最大値でのカフ圧が、変数DIAによって毎回更
新されている。
一方、ST11において、変数RMAXが脈波平均比Ｒ（ｎ）
よりも小でなければ、処理はST12に移り、カウンタCDIA
を１インクリメントする。このカウンタCDIAは、脈波平
均比Ｒ（ｎ）が既に最大点を越えた後、RMAXが更新され
なくなってからの拍数をカウントするものである。次の
処理ST13で、このカウンタ値の値を調べ、３より小であ
る間は、ST2にリターンし、上記ST2乃至ST13の処理を繰
り返すが、このCDIAの値が３以上となると、ST13の判定
がYESとなり、つまり、３拍以上経過しても、新たな最
大点が出現しない時は、当該最大点が信頼し得る拡張期
圧点であるとして、全ての血圧決定処理を終了し、次ST
14で急速排気し、腕帯の圧力を解放した後、血圧値の測
定値を表示し（ST15）、測定処理を終了する。
よりも小でなければ、処理はST12に移り、カウンタCDIA
を１インクリメントする。このカウンタCDIAは、脈波平
均比Ｒ（ｎ）が既に最大点を越えた後、RMAXが更新され
なくなってからの拍数をカウントするものである。次の
処理ST13で、このカウンタ値の値を調べ、３より小であ
る間は、ST2にリターンし、上記ST2乃至ST13の処理を繰
り返すが、このCDIAの値が３以上となると、ST13の判定
がYESとなり、つまり、３拍以上経過しても、新たな最
大点が出現しない時は、当該最大点が信頼し得る拡張期
圧点であるとして、全ての血圧決定処理を終了し、次ST
14で急速排気し、腕帯の圧力を解放した後、血圧値の測
定値を表示し（ST15）、測定処理を終了する。
次に、上記ST6における脈波平均比Ｒ（ｎ）の算出処
理の詳細を、第５図に示すフロー図を参照して説明す
る。
理の詳細を、第５図に示すフロー図を参照して説明す
る。
先ず、ST61では、各変数を初期化している。ここで、
ｔ′は、以下の平均比算出処理専用の時間カウンタ、T
DEVは１拍前の区切り点のカウンタｔの値である。した
がって、変数TDEVの値を変数ｔ′に代入することによ
り、平均比算出のための一連の処理が、１拍前の区切り
点から開始されるようにしている。PWMAXは脈波データ
の最大値を示す変数、PWMINは脈波データの最小値を示
す変数である。ST62では、脈波データPW（ｔ′）の値が
変数PWMAXと比較され、PWMAX＜PW（ｔ′）であれば、PW
（ｔ′）を新たなPWMAXとし、PWMAXを更新する（ST6
3）。つまり、PWMAXには毎回PW（ｔ′）の最大値が記憶
される。したがって、その後の処理でPWMAX＜PW
（ｔ′）でない場合は、ST63がスキップされる。次に、
ST64では、変数PWMINがPW（ｔ′）と比較され、PWMIN＞
PW（ｔ′）であれば、PW（ｔ′）を新たなPWMINとし、P
WMINを更新する（ST65）。そして、ST66では、変数TOTA
LにPW（ｔ′）が順次加算される。
ｔ′は、以下の平均比算出処理専用の時間カウンタ、T
DEVは１拍前の区切り点のカウンタｔの値である。した
がって、変数TDEVの値を変数ｔ′に代入することによ
り、平均比算出のための一連の処理が、１拍前の区切り
点から開始されるようにしている。PWMAXは脈波データ
の最大値を示す変数、PWMINは脈波データの最小値を示
す変数である。ST62では、脈波データPW（ｔ′）の値が
変数PWMAXと比較され、PWMAX＜PW（ｔ′）であれば、PW
（ｔ′）を新たなPWMAXとし、PWMAXを更新する（ST6
3）。つまり、PWMAXには毎回PW（ｔ′）の最大値が記憶
される。したがって、その後の処理でPWMAX＜PW
（ｔ′）でない場合は、ST63がスキップされる。次に、
ST64では、変数PWMINがPW（ｔ′）と比較され、PWMIN＞
PW（ｔ′）であれば、PW（ｔ′）を新たなPWMINとし、P
WMINを更新する（ST65）。そして、ST66では、変数TOTA
LにPW（ｔ′）が順次加算される。
次に、ST67でカウンタｔ′が現在の時間を示す変数ｔ
と比較され、ｔ′＝ｔであるならば、即ち一連の処理が
現在の区切り点まで行われたならば、ST69へ進む。一方
ｔ′＝ｔでないならば、ST62に戻って再度処理を繰り返
す。ST69では、変数TOTAL、カウンタｔ、前の区切り点
でのカウント値TDEV及びPWMAX、PWMINを用いて脈波平均
比Ｒ（ｎ）が次式のように算出される。
と比較され、ｔ′＝ｔであるならば、即ち一連の処理が
現在の区切り点まで行われたならば、ST69へ進む。一方
ｔ′＝ｔでないならば、ST62に戻って再度処理を繰り返
す。ST69では、変数TOTAL、カウンタｔ、前の区切り点
でのカウント値TDEV及びPWMAX、PWMINを用いて脈波平均
比Ｒ（ｎ）が次式のように算出される。
そして、次の平均比算出処理に備えて現在の区切り点
の時間ｔを変数TDEVに記憶して処理を終了し、メインフ
ローにリターンする。
の時間ｔを変数TDEVに記憶して処理を終了し、メインフ
ローにリターンする。
なお、上記実施例では、腕帯内圧を微速減圧する過程
で脈波平均比を求め、その特徴点を抽出して対応する腕
帯内圧より収縮期圧、拡張期圧を決定するようにしてい
るが、これに代えて腕帯内圧を微速加圧する場合の脈波
平均比を求め、同じくその特徴点を抽出して対応する腕
帯内圧より拡張期圧、収縮期圧を決定してもよい。
で脈波平均比を求め、その特徴点を抽出して対応する腕
帯内圧より収縮期圧、拡張期圧を決定するようにしてい
るが、これに代えて腕帯内圧を微速加圧する場合の脈波
平均比を求め、同じくその特徴点を抽出して対応する腕
帯内圧より拡張期圧、収縮期圧を決定してもよい。
（ヘ）発明の効果 この発明によれば、カフ内圧の微速変化過程で、カフ
内圧の脈波成分を抽出し、各脈波毎の最大値、最小値及
び平均値を求め、さらにこれら最大値、最小値及び平均
値から脈波平均比を算出し、この脈波平均比の特徴点を
抽出し、この特徴点に対応するカフ内圧から血圧値を決
定するものであるから、脈波平均比の特徴点と収縮期圧
及び拡張期圧との対応は常に取れており、従来のオシロ
メトリック電子血圧計に比し、精度の良い測定を行うこ
とができる。又、脈波平均化とカフ内圧との関係は被験
者個体間でほとんど差がなく、幅広い被験者層に対して
正しい測定を行うことができる。
内圧の脈波成分を抽出し、各脈波毎の最大値、最小値及
び平均値を求め、さらにこれら最大値、最小値及び平均
値から脈波平均比を算出し、この脈波平均比の特徴点を
抽出し、この特徴点に対応するカフ内圧から血圧値を決
定するものであるから、脈波平均比の特徴点と収縮期圧
及び拡張期圧との対応は常に取れており、従来のオシロ
メトリック電子血圧計に比し、精度の良い測定を行うこ
とができる。又、脈波平均化とカフ内圧との関係は被験
者個体間でほとんど差がなく、幅広い被験者層に対して
正しい測定を行うことができる。
第１図は、この発明で使用する脈波平均比なる概念を説
明するための腕帯内圧−脈波平均レベルの関係を示す
図、第２図（ａ）（ｂ）（ｃ）は腕帯内圧の大小による
脈波波形を示す図、第３図は、この発明が実施される電
子血圧計のブロック図、第４図及び第５図は同電子血圧
計の動作を説明するためのフロー図であって第４図はメ
インフロー図、第５図は、同メインフロー図における脈
波平均比算出処理を詳細に示すフロー図、第６図は、脈
波の１拍毎の区分を説明するための図、第７図及び第８
図は従来のオシロメトリック法における血圧決定を説明
するための図である。 1:腕帯、３排気弁、 4:加圧ポンプ、5:圧力センサ、 7:A/D変換器、8:バンドパスフィルタ 9:CPU。
明するための腕帯内圧−脈波平均レベルの関係を示す
図、第２図（ａ）（ｂ）（ｃ）は腕帯内圧の大小による
脈波波形を示す図、第３図は、この発明が実施される電
子血圧計のブロック図、第４図及び第５図は同電子血圧
計の動作を説明するためのフロー図であって第４図はメ
インフロー図、第５図は、同メインフロー図における脈
波平均比算出処理を詳細に示すフロー図、第６図は、脈
波の１拍毎の区分を説明するための図、第７図及び第８
図は従来のオシロメトリック法における血圧決定を説明
するための図である。 1:腕帯、３排気弁、 4:加圧ポンプ、5:圧力センサ、 7:A/D変換器、8:バンドパスフィルタ 9:CPU。
Claims (2)
- 【請求項１】脈波およびカフ圧を検出しながら血圧を測
定する電子血圧計において、 １拍毎の脈波の最大値及び最小値及び平均値を算出する
手段と、この手段で算出した最大値及び最小値及び平均
値を用いて構成される脈波平均比を算出する手段と、こ
の手段が算出した脈波平均比の特徴点を抽出する手段
と、この手段が抽出した特徴点と対応するカフ圧とから
血圧値を決定する血圧決定手段とを備えたことを特徴と
する電子血圧計。 - 【請求項２】前記特徴点は、脈波平均比の最大値又は最
小値であることを特徴とする請求項１記載の電子血圧
計。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63260957A JP2668996B2 (ja) | 1988-10-17 | 1988-10-17 | 電子血圧計 |
| US07/511,961 US5094245A (en) | 1988-10-17 | 1990-07-25 | Electronic blood pressure meter |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63260957A JP2668996B2 (ja) | 1988-10-17 | 1988-10-17 | 電子血圧計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02107227A JPH02107227A (ja) | 1990-04-19 |
| JP2668996B2 true JP2668996B2 (ja) | 1997-10-27 |
Family
ID=17355118
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63260957A Expired - Fee Related JP2668996B2 (ja) | 1988-10-17 | 1988-10-17 | 電子血圧計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2668996B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3595589B2 (ja) * | 1995-01-09 | 2004-12-02 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | 血圧監視装置 |
| JP6440535B2 (ja) * | 2015-03-10 | 2018-12-19 | 日本光電工業株式会社 | 測定装置及びプログラム |
-
1988
- 1988-10-17 JP JP63260957A patent/JP2668996B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02107227A (ja) | 1990-04-19 |
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