JPH0527417B2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPH0527417B2 JPH0527417B2 JP61156387A JP15638786A JPH0527417B2 JP H0527417 B2 JPH0527417 B2 JP H0527417B2 JP 61156387 A JP61156387 A JP 61156387A JP 15638786 A JP15638786 A JP 15638786A JP H0527417 B2 JPH0527417 B2 JP H0527417B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- cuff
- pump
- air
- pressure
- valve
- 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.)
- Expired - Lifetime
Links
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 31
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 claims abstract description 13
- 230000035488 systolic blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 9
- 238000009530 blood pressure measurement Methods 0.000 claims description 7
- 238000004891 communication Methods 0.000 claims description 6
- 238000005259 measurement Methods 0.000 abstract description 16
- 230000035487 diastolic blood pressure Effects 0.000 description 4
- 238000000034 method Methods 0.000 description 4
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 3
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 3
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 2
- 210000002302 brachial artery Anatomy 0.000 description 2
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000003825 pressing Methods 0.000 description 2
- 238000005086 pumping Methods 0.000 description 2
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 2
- 206010020772 Hypertension Diseases 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000004872 arterial blood pressure Effects 0.000 description 1
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 230000001747 exhibiting effect Effects 0.000 description 1
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 1
- 230000007257 malfunction Effects 0.000 description 1
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- 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 pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/02141—Details of apparatus construction, e.g. pump units or housings therefor, cuff pressurising systems, arrangements of fluid conduits or circuits
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- 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 pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Cosmetics (AREA)
- Luminescent Compositions (AREA)
- Inks, Pencil-Leads, Or Crayons (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
- Press Drives And Press Lines (AREA)
- Medicines Containing Material From Animals Or Micro-Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は自動血圧計に関し、より具体的には空
気加圧カフを利用して被検者に血管系に対して圧
力を加える形式の自動血圧計に関する。
気加圧カフを利用して被検者に血管系に対して圧
力を加える形式の自動血圧計に関する。
多くの自動血圧計は伸縮性カフを用いて、被検
者の血管系に対して適切な圧力を加えている。メ
イナード、ラムゼイ世(Maynard Ramsey)
の米国特許第4349034号および第4360029号(両者
共、本出願人に譲渡された)中の記載によつて例
示されている形式の自動血圧計は、オシロメトリ
ツク法を利用している。この方法によれば、カフ
を動脈、たとえば上腕動脈をほぼ閉塞する圧力ま
で加圧し、次いでこれを徐々に、すなわち段階的
に減圧する。心臓の収縮は血圧搏動を生じ、これ
が閉塞地点においてカフ圧力中に振動を生成し、
そしてこれら振動の振幅が測定および処理されて
平均動脈圧、収縮期圧、および拡張期圧を決定す
る。
者の血管系に対して適切な圧力を加えている。メ
イナード、ラムゼイ世(Maynard Ramsey)
の米国特許第4349034号および第4360029号(両者
共、本出願人に譲渡された)中の記載によつて例
示されている形式の自動血圧計は、オシロメトリ
ツク法を利用している。この方法によれば、カフ
を動脈、たとえば上腕動脈をほぼ閉塞する圧力ま
で加圧し、次いでこれを徐々に、すなわち段階的
に減圧する。心臓の収縮は血圧搏動を生じ、これ
が閉塞地点においてカフ圧力中に振動を生成し、
そしてこれら振動の振幅が測定および処理されて
平均動脈圧、収縮期圧、および拡張期圧を決定す
る。
別種のオシロメトリツク・システムにおいて
は、カフ圧力は、段階的に減圧されるのではなく
て、連続的に、一般的には直線的に減圧される。
しかし、これら両者において、カフ圧力は一般的
にはポンプ機構により発生され、これは電子的乃
至コンピユータ制御の下で測定サイクルの開始に
際して起動され、カフを加圧する。その後、カフ
は選択的に駆動される圧力逃がし弁の助けにより
収縮される。明らかに、この種のシステムはポン
プのスピード、確度、および信頼性に依存してい
る。最良、かつ最高速の市販ポンプ装置でさえ、
減圧および測定サイクルの開始に先立つて所望の
カフ圧力(たとえば、3乃至4psi)を発生するた
めには5−10秒の範囲の時間を必要とする。それ
自体で20−30秒の測定サイクルにおいて、膨張の
ために要する付加的な時間であつて、データを作
成しない時間というものは、無駄な合間となる。
は、カフ圧力は、段階的に減圧されるのではなく
て、連続的に、一般的には直線的に減圧される。
しかし、これら両者において、カフ圧力は一般的
にはポンプ機構により発生され、これは電子的乃
至コンピユータ制御の下で測定サイクルの開始に
際して起動され、カフを加圧する。その後、カフ
は選択的に駆動される圧力逃がし弁の助けにより
収縮される。明らかに、この種のシステムはポン
プのスピード、確度、および信頼性に依存してい
る。最良、かつ最高速の市販ポンプ装置でさえ、
減圧および測定サイクルの開始に先立つて所望の
カフ圧力(たとえば、3乃至4psi)を発生するた
めには5−10秒の範囲の時間を必要とする。それ
自体で20−30秒の測定サイクルにおいて、膨張の
ために要する付加的な時間であつて、データを作
成しない時間というものは、無駄な合間となる。
測定が行われる収縮シーケンスの前の収縮期圧
の初期に加圧する代りに、初期の急速加圧を拡張
期圧よりも低いある圧力で中止し、ついで収縮期
圧以上に制御しながら加圧し、測定はこの制御さ
れた加圧中に行うというシステムも知らている。
の初期に加圧する代りに、初期の急速加圧を拡張
期圧よりも低いある圧力で中止し、ついで収縮期
圧以上に制御しながら加圧し、測定はこの制御さ
れた加圧中に行うというシステムも知らている。
従つて、本発明の主な目的は、各サイクルの開
始時のカフ膨張に要する時間を減少させることに
より、全血圧測定時間を減少させることにある。
始時のカフ膨張に要する時間を減少させることに
より、全血圧測定時間を減少させることにある。
C.C.U.、I.C.U.または手術現場において有効な
装置の増加は、スペースの不足を招来した。従つ
て、血圧計によつて占められるスペースを最小と
するか、あるいは少なくとも血圧計を機能的に改
良しながら血圧計に要するスペース配分の増加を
回避するのが望ましい。同様に血圧計の携帯性
は、血圧計全体の寸法の減少を意味する。
装置の増加は、スペースの不足を招来した。従つ
て、血圧計によつて占められるスペースを最小と
するか、あるいは少なくとも血圧計を機能的に改
良しながら血圧計に要するスペース配分の増加を
回避するのが望ましい。同様に血圧計の携帯性
は、血圧計全体の寸法の減少を意味する。
従つて、本発明の他の目的は、血圧計の全寸法
を維持し、もしくは減少させながら、急速な加圧
を提供することにある。本発明の更に他の目的
は、ポンプに関する電力、確度、およびスピード
の負担を減少させた、コンパクトかつ効果的な加
圧装置を提供することにある。
を維持し、もしくは減少させながら、急速な加圧
を提供することにある。本発明の更に他の目的
は、ポンプに関する電力、確度、およびスピード
の負担を減少させた、コンパクトかつ効果的な加
圧装置を提供することにある。
現在入手可能な前述の方式の自動血圧計に見ら
れる他の欠点は、作動時に空気ポンプにより発生
される妨害雑音レベルである。従つて、本発明の
更に他の目的は、ポンプにより発生される雑音を
血圧計内に実質的にとじ込める血圧計を製作する
ことにある。
れる他の欠点は、作動時に空気ポンプにより発生
される妨害雑音レベルである。従つて、本発明の
更に他の目的は、ポンプにより発生される雑音を
血圧計内に実質的にとじ込める血圧計を製作する
ことにある。
本発明の原理によれば、カフ収縮中に測定が行
われる場合、空気だめは被検者の収縮期血圧を超
える圧力値に維持され、そして測定サイクルの開
始に際してカフに接続される。空気だめからの加
圧空気は非常に迅速にカフを加圧して、心搏サイ
クル全体に亘り、カフ圧力を受けている被検者の
動脈をまず最初に閉塞する。その後、カフに関連
する弁機構が制御可能に利用されてカフ圧力を、
所望により連続的あるいは段階的に減少させる。
更に、空気だめに対するバツクアツプとして、ポ
ンプがカフに直接連結されて、精確な血圧計測定
に関連する適切な圧力を与える。測定がカフ加圧
中に行われれば、最初の急速カフ加圧は通常、拡
張期圧未満の低いレベルになる。
われる場合、空気だめは被検者の収縮期血圧を超
える圧力値に維持され、そして測定サイクルの開
始に際してカフに接続される。空気だめからの加
圧空気は非常に迅速にカフを加圧して、心搏サイ
クル全体に亘り、カフ圧力を受けている被検者の
動脈をまず最初に閉塞する。その後、カフに関連
する弁機構が制御可能に利用されてカフ圧力を、
所望により連続的あるいは段階的に減少させる。
更に、空気だめに対するバツクアツプとして、ポ
ンプがカフに直接連結されて、精確な血圧計測定
に関連する適切な圧力を与える。測定がカフ加圧
中に行われれば、最初の急速カフ加圧は通常、拡
張期圧未満の低いレベルになる。
好ましい実施態様において、ポンプは空気だめ
内に配置されて、空気だめを形成するハウジング
の開口を介して大気と連通する。これが複合血圧
測定ユニツト中の不十分なスペースを有効に利用
し、かつまた動作しているポンプの音を消すこと
になる。
内に配置されて、空気だめを形成するハウジング
の開口を介して大気と連通する。これが複合血圧
測定ユニツト中の不十分なスペースを有効に利用
し、かつまた動作しているポンプの音を消すこと
になる。
本発明は、現在のところ好ましい実施態様につ
いての下記の具体的な説明を添付図面を参照しな
がら読むことにより良く理解されるであろう。
いての下記の具体的な説明を添付図面を参照しな
がら読むことにより良く理解されるであろう。
図面全体を通じて、同一の参照数字を用いて同
一または類似部分を表示するものとする。
一または類似部分を表示するものとする。
ここで、ラムゼイの米国特許第4360029号が参
照される。これはオシロメトリツク法血圧測定シ
ステムを非常に詳細に開示するものであつて、こ
のシステムに本発明の原理を有利に適用すること
ができる。ラムゼイの米国特許第4360029号はこ
こに参考として引用するものとする。
照される。これはオシロメトリツク法血圧測定シ
ステムを非常に詳細に開示するものであつて、こ
のシステムに本発明の原理を有利に適用すること
ができる。ラムゼイの米国特許第4360029号はこ
こに参考として引用するものとする。
第1図を参照すると、ここに本発明の原理につ
いての例示的実施態様が示されている。被検者の
腕100は、十分に解放されたとき、上腕動脈を
閉塞するための慣用の可撓性で伸縮性のカフ10
1を装着して示されている。圧力トランスデユー
サ102は、ダクト103によりカフ101に連
結され、そしてその中で得られた圧力を検知す
る。従来のオシロメトリツク法によれば、動脈中
の圧力振動は、カフ101の逆圧における変化に
より感知され、そしせ順次トランスデユーサ10
2によつて電気信号に変換され、更にライン10
4を介してマイクロプロセツサ105または他の
コントローラに接続される。本発明原理の観点か
ら、圧力トランスデユーサ102からの信号をマ
イクロプロセツサ105により血圧データとし、
そして必要に応じてアーチフアクトデータを拒絶
するための処理は、先行技術、たとえば上に参照
したラムゼイの米国特許第4360029号の教示に従
つて行うことができる。或いは血圧は、エム、ラ
ムゼイ世他の米国特許第4543962号、発明の名
称「自動化血圧検知法(Method of Automated
Blood Pressure Detection)」、(1985年10月1
日)の教示に従つて測定することができる。
いての例示的実施態様が示されている。被検者の
腕100は、十分に解放されたとき、上腕動脈を
閉塞するための慣用の可撓性で伸縮性のカフ10
1を装着して示されている。圧力トランスデユー
サ102は、ダクト103によりカフ101に連
結され、そしてその中で得られた圧力を検知す
る。従来のオシロメトリツク法によれば、動脈中
の圧力振動は、カフ101の逆圧における変化に
より感知され、そしせ順次トランスデユーサ10
2によつて電気信号に変換され、更にライン10
4を介してマイクロプロセツサ105または他の
コントローラに接続される。本発明原理の観点か
ら、圧力トランスデユーサ102からの信号をマ
イクロプロセツサ105により血圧データとし、
そして必要に応じてアーチフアクトデータを拒絶
するための処理は、先行技術、たとえば上に参照
したラムゼイの米国特許第4360029号の教示に従
つて行うことができる。或いは血圧は、エム、ラ
ムゼイ世他の米国特許第4543962号、発明の名
称「自動化血圧検知法(Method of Automated
Blood Pressure Detection)」、(1985年10月1
日)の教示に従つて測定することができる。
カフ101はまた、ダクト106によつて多位
置弁107の数字「1」で表示される接続口に接
続されて示されている。弁107は結線108を
経由してマイクロプロセツサ105から電気的に
制御される。弁107はそれぞれ「2」および
「3」で示される2個の他の接続口を備えており、
「2」の接続口はダクト109により逆止弁11
0を経由して空気ポンプ112の出力111に接
続されている。ポンプ112は大気と連通する吸
気口113を備えている。分岐ダクト114もま
たダクト109との分岐点115を経由して弁1
07の接続口「2」に連通している。ダクト11
4の他端は逆止弁116を介して空気だめ117
の内部と連通している。空気だめの内部もダクト
118により弁107の第3の接続口と直接連通
状態に置かれている。図面に示すように、弁10
7はアクチユエータ部材119を備え、これは図
示位置において接続口「2」および「3」を相互
連結する。この弁は、駆動された場合、たとえば
反時計方向に120°回転されたとき、接続口「3」
への接続は妨げられ、一方接続口「1」および
「2」が連通するようになされている。
置弁107の数字「1」で表示される接続口に接
続されて示されている。弁107は結線108を
経由してマイクロプロセツサ105から電気的に
制御される。弁107はそれぞれ「2」および
「3」で示される2個の他の接続口を備えており、
「2」の接続口はダクト109により逆止弁11
0を経由して空気ポンプ112の出力111に接
続されている。ポンプ112は大気と連通する吸
気口113を備えている。分岐ダクト114もま
たダクト109との分岐点115を経由して弁1
07の接続口「2」に連通している。ダクト11
4の他端は逆止弁116を介して空気だめ117
の内部と連通している。空気だめの内部もダクト
118により弁107の第3の接続口と直接連通
状態に置かれている。図面に示すように、弁10
7はアクチユエータ部材119を備え、これは図
示位置において接続口「2」および「3」を相互
連結する。この弁は、駆動された場合、たとえば
反時計方向に120°回転されたとき、接続口「3」
への接続は妨げられ、一方接続口「1」および
「2」が連通するようになされている。
収縮弁装置120は、ダクト121により、カ
フ101から導かれるダクト106と分岐連結1
22で連結されている。収縮弁装置120からの
排出接続部は123で示されている。弁装置12
0はマイクロプロセツサ105からライン124
を介して電気的制御を受ける。空気だめ117中
の加圧空気は、ポンプ制御圧力スイツチ125お
よび圧力逃がし弁126により調節され、前者は
ダクト127により空気だめ117に連結され、
一方後者はダクト128により空気だめ117に
連結されている。この例示的実施態様において、
ポンプ制御圧力スイツチ125はライン129を
介してポンプ112に、そしてライン130を介
して電源131に電気的に接続されて示されてい
る。圧力逃がし弁126はガス抜き出口132を
備えているものとして示されている。しかし、弁
126は当該技術分野で知られている適切な放出
プラグ等であつてもよい。
フ101から導かれるダクト106と分岐連結1
22で連結されている。収縮弁装置120からの
排出接続部は123で示されている。弁装置12
0はマイクロプロセツサ105からライン124
を介して電気的制御を受ける。空気だめ117中
の加圧空気は、ポンプ制御圧力スイツチ125お
よび圧力逃がし弁126により調節され、前者は
ダクト127により空気だめ117に連結され、
一方後者はダクト128により空気だめ117に
連結されている。この例示的実施態様において、
ポンプ制御圧力スイツチ125はライン129を
介してポンプ112に、そしてライン130を介
して電源131に電気的に接続されて示されてい
る。圧力逃がし弁126はガス抜き出口132を
備えているものとして示されている。しかし、弁
126は当該技術分野で知られている適切な放出
プラグ等であつてもよい。
つぎに、第1図に示された装置の作動を述べる
と、先ず電源をターン・オフすると、空気だめ1
17の空気圧は略大気圧となる。その結果、感圧
性であるポンプ制御圧力スイツチ125はライン
129および130を経由する電源131から作
動ポンプ112への回路を完成した状態となる。
スイツチ125は最高収縮期圧力を超える低レベ
ル作動しきい値を有し、これは装置が測定しよう
とする、通常6−10p.s.i.を超える圧力である。
現在のところ、低レベル点は好ましくは約6−
8p.s.i.である。起動の結果、ポンプ112は空気
をその入口113から出口111へ、次いで逆止
弁110を経由してダクト109、弁107(図
中に示す位置において)、そしてダクト118を
介して空気だめ117の内部に圧送する。このポ
ンプ作用は、ポンプ制御圧力スイツチ125が、
ダクト127を介して空気だめ117内の圧力が
低レベルしきい値を超える所定の上位レベル設定
値、たとえば8乃至10p.s.i.に達したことを感知
するまで継続する。現在は約8p.s.i.が好ましい。
そうなつたとき、ポンプ制御圧力スイツチ125
はライン129および130を経由してポンプ1
12の駆動を中継させることになる。
と、先ず電源をターン・オフすると、空気だめ1
17の空気圧は略大気圧となる。その結果、感圧
性であるポンプ制御圧力スイツチ125はライン
129および130を経由する電源131から作
動ポンプ112への回路を完成した状態となる。
スイツチ125は最高収縮期圧力を超える低レベ
ル作動しきい値を有し、これは装置が測定しよう
とする、通常6−10p.s.i.を超える圧力である。
現在のところ、低レベル点は好ましくは約6−
8p.s.i.である。起動の結果、ポンプ112は空気
をその入口113から出口111へ、次いで逆止
弁110を経由してダクト109、弁107(図
中に示す位置において)、そしてダクト118を
介して空気だめ117の内部に圧送する。このポ
ンプ作用は、ポンプ制御圧力スイツチ125が、
ダクト127を介して空気だめ117内の圧力が
低レベルしきい値を超える所定の上位レベル設定
値、たとえば8乃至10p.s.i.に達したことを感知
するまで継続する。現在は約8p.s.i.が好ましい。
そうなつたとき、ポンプ制御圧力スイツチ125
はライン129および130を経由してポンプ1
12の駆動を中継させることになる。
血圧測定の開始が望まれるとき、マイクロプロ
セツサ105はライン108を経由して弁107
(弁107は膨張弁と呼ばれることもある)に信
号を送つて、接続口「1」および「2」を相互連
結するように弁部材119を回転させる。2本の
通路が弁107によつて形成される。第1の通路
は、空気だめ117から逆止弁116、ダクト1
14、弁107、およびダクト106を経由して
カフ101に至る。第2の通路は、ポンプ出口1
11から逆止弁110、ダクト109、および弁
107を経由してダクト106ならびにカフ10
1に至る。収縮弁装置120は閉じられていると
する。
セツサ105はライン108を経由して弁107
(弁107は膨張弁と呼ばれることもある)に信
号を送つて、接続口「1」および「2」を相互連
結するように弁部材119を回転させる。2本の
通路が弁107によつて形成される。第1の通路
は、空気だめ117から逆止弁116、ダクト1
14、弁107、およびダクト106を経由して
カフ101に至る。第2の通路は、ポンプ出口1
11から逆止弁110、ダクト109、および弁
107を経由してダクト106ならびにカフ10
1に至る。収縮弁装置120は閉じられていると
する。
代表的な成人用カフが約1/2リツトルの容量を
有するものと仮定し、一方空気だめ117の容量
が約1/2リツトル乃至1リツトル、すなわちカフ
容量の1乃至2倍であると仮定すれば、弁107
の作動の結果、8p.s.i.に加圧されたとき、空気だ
め117中の加圧空気は、圧力平衡が達成される
までカフ101内に排出される傾向を示すであろ
う。空気だめ、カフおよび相互連結の容量を考慮
して、そしてポンプ112の出口111に対する
接続によりもたらされる増加を無視すれば、この
システムは3乃至4p.s.i.の範囲内の圧力で平衡す
ることになる。このことはマイクロプロセツサ1
05からそれ以上の制御の無いことを仮定してい
る。しかし、カフ内の圧力が一般に収縮期圧を超
える所定値に達したとき、カフ101中の瞬間的
な圧力を示す圧力トランスデユーサ102からの
信号にマイクロプロセツサ105が応答して、カ
フ101の加圧を中止することが好ましい。この
ような中止は、通路108を介して信号を供給し
て弁107を第1図に示す位置に復帰させ、カフ
101をその2つの加圧源、すなわち空気だめ1
17およびポンプ112から隔離することにより
達成される。勿論、異なつた測定シーケンスを採
用すれば、膨張が中止される当初圧力を拡張期圧
未満または他の如何なる所望レベルとすることも
できる。
有するものと仮定し、一方空気だめ117の容量
が約1/2リツトル乃至1リツトル、すなわちカフ
容量の1乃至2倍であると仮定すれば、弁107
の作動の結果、8p.s.i.に加圧されたとき、空気だ
め117中の加圧空気は、圧力平衡が達成される
までカフ101内に排出される傾向を示すであろ
う。空気だめ、カフおよび相互連結の容量を考慮
して、そしてポンプ112の出口111に対する
接続によりもたらされる増加を無視すれば、この
システムは3乃至4p.s.i.の範囲内の圧力で平衡す
ることになる。このことはマイクロプロセツサ1
05からそれ以上の制御の無いことを仮定してい
る。しかし、カフ内の圧力が一般に収縮期圧を超
える所定値に達したとき、カフ101中の瞬間的
な圧力を示す圧力トランスデユーサ102からの
信号にマイクロプロセツサ105が応答して、カ
フ101の加圧を中止することが好ましい。この
ような中止は、通路108を介して信号を供給し
て弁107を第1図に示す位置に復帰させ、カフ
101をその2つの加圧源、すなわち空気だめ1
17およびポンプ112から隔離することにより
達成される。勿論、異なつた測定シーケンスを採
用すれば、膨張が中止される当初圧力を拡張期圧
未満または他の如何なる所望レベルとすることも
できる。
もし、何らかの理由でカフ101中の圧力が所
望レベルに達する前に、空気だめ117内の圧力
がカフ中の圧力よりも低下すれば、逆止弁116
が閉じて、ポンプ112が逆止弁110を経由し
て、カフ101内の所望圧力に達するまで、カフ
圧力まで増加させる。空気だめ圧力は、付勢ポン
プ112を、必要とする圧力、たとえば6p.s.i.未
満まで低下したと推定される。
望レベルに達する前に、空気だめ117内の圧力
がカフ中の圧力よりも低下すれば、逆止弁116
が閉じて、ポンプ112が逆止弁110を経由し
て、カフ101内の所望圧力に達するまで、カフ
圧力まで増加させる。空気だめ圧力は、付勢ポン
プ112を、必要とする圧力、たとえば6p.s.i.未
満まで低下したと推定される。
カフ101の膨張の間に、空気だめ117内の
圧力は低下し始めることになる。それは空気だめ
117がポンプから開放され、そしてその中の加
圧空気がカフ101を膨張させるのに用いられる
からである。空気だめ117内の圧力が、圧力ス
イツチ125の低レベルしきい値(すなわち、
6p.s.i.)未満に低下するや否や、圧力スイツチは
ポンプ112を再付勢する。ポンプ112が再付
勢されるまで、逆止弁110は、空気だめ117
から逆止弁116を経由して入つて来る加圧空気
がポンプ112を介して後方へ流れるのを妨げる
ということを理解すべきである。
圧力は低下し始めることになる。それは空気だめ
117がポンプから開放され、そしてその中の加
圧空気がカフ101を膨張させるのに用いられる
からである。空気だめ117内の圧力が、圧力ス
イツチ125の低レベルしきい値(すなわち、
6p.s.i.)未満に低下するや否や、圧力スイツチは
ポンプ112を再付勢する。ポンプ112が再付
勢されるまで、逆止弁110は、空気だめ117
から逆止弁116を経由して入つて来る加圧空気
がポンプ112を介して後方へ流れるのを妨げる
ということを理解すべきである。
膨張弁107がカフ101に対して閉じられ、
そして第1図の位置にあると推定されるやいな
や、空気だめ中の圧力がプリセツトしたしきい値
レベル未満に低下すれば、ポンプ112は空気だ
め117に対する空気供給を再開する。空気だめ
117のこの加圧は、マイクロプロセツサ105
の制御の下で収縮弁装置120の作動と同時に行
わせて、被検者の血圧を測定することができる。
そして第1図の位置にあると推定されるやいな
や、空気だめ中の圧力がプリセツトしたしきい値
レベル未満に低下すれば、ポンプ112は空気だ
め117に対する空気供給を再開する。空気だめ
117のこの加圧は、マイクロプロセツサ105
の制御の下で収縮弁装置120の作動と同時に行
わせて、被検者の血圧を測定することができる。
この構成は、ポンプが比較的緩慢に空気だめ1
17を加圧できるように為されており、空気だめ
117がカフ101に接続されると、それは迅速
にカフを膨張させることになる。マイクロプロセ
ツサ105および収縮弁装置120の制御下で、
かつ圧力トランスデユーサ102により検知され
たものとして、実際の測定は、前記ラムゼイ世
の特許または前記ラムゼイ世他の特許出願中に
開示されたような凡ゆる適切な方法で達成するこ
とができる。各測定サイクルの完了に際して、収
縮弁装置120は、カフ圧力を実質的に完全に弛
緩させるのに充分な時間だけ再開放させることが
できる。その後、収縮弁装置120は新しい測定
サイクルを待つ間、閉塞させることができる。
17を加圧できるように為されており、空気だめ
117がカフ101に接続されると、それは迅速
にカフを膨張させることになる。マイクロプロセ
ツサ105および収縮弁装置120の制御下で、
かつ圧力トランスデユーサ102により検知され
たものとして、実際の測定は、前記ラムゼイ世
の特許または前記ラムゼイ世他の特許出願中に
開示されたような凡ゆる適切な方法で達成するこ
とができる。各測定サイクルの完了に際して、収
縮弁装置120は、カフ圧力を実質的に完全に弛
緩させるのに充分な時間だけ再開放させることが
できる。その後、収縮弁装置120は新しい測定
サイクルを待つ間、閉塞させることができる。
第1図に示すように、システムの各構成部分が
別々に示されている。特に空気だめ117は独立
に示されている。しかしながら、つぎに注意が向
けられるべき第2図に示されるように、ポンプを
空気だめ117に配置することにより可成りの効
果を得ることができる。空気だめ内にポンプを配
置する効果は2つある。第1に、それは防音のた
めの都合の良い方法を提供して、装置の使用者
を、ポンプにより発生される通常のノイズから隔
離する。第2に、空気だめ内にポンプを配置する
ことは、スペースについて可成りの経済性を達成
する。それは、問題の血圧測定装置が一般に用い
られる場所ではスペースの不足する傾向がみられ
るからである。
別々に示されている。特に空気だめ117は独立
に示されている。しかしながら、つぎに注意が向
けられるべき第2図に示されるように、ポンプを
空気だめ117に配置することにより可成りの効
果を得ることができる。空気だめ内にポンプを配
置する効果は2つある。第1に、それは防音のた
めの都合の良い方法を提供して、装置の使用者
を、ポンプにより発生される通常のノイズから隔
離する。第2に、空気だめ内にポンプを配置する
ことは、スペースについて可成りの経済性を達成
する。それは、問題の血圧測定装置が一般に用い
られる場所ではスペースの不足する傾向がみられ
るからである。
第1図には示されていないが、第2図に例示す
るように、ポンプ112への空気入口113にフ
イルターおよびマフラー150を接続してもよ
い。第2図の各構成部分の作動および構成は、そ
れらの相対的配置を除けば、第1図のそれと本質
的に同一なので、各構成部分は同一の参照数字で
示す。これは装置の作動に関する理解を容易とす
るものである。
るように、ポンプ112への空気入口113にフ
イルターおよびマフラー150を接続してもよ
い。第2図の各構成部分の作動および構成は、そ
れらの相対的配置を除けば、第1図のそれと本質
的に同一なので、各構成部分は同一の参照数字で
示す。これは装置の作動に関する理解を容易とす
るものである。
要約すれば、圧力発生中、もし空気だめ圧力が
下位設定圧力、たとえば6p.s.i.未満に低下する
と、ポンプはターン・オンされ、そして引き続き
空気だめ圧力が上位設定圧力、たとえば8p.s.i.に
達すると、ターン・オフされる。
下位設定圧力、たとえば6p.s.i.未満に低下する
と、ポンプはターン・オンされ、そして引き続き
空気だめ圧力が上位設定圧力、たとえば8p.s.i.に
達すると、ターン・オフされる。
血圧測定を望む場合、膨張弁は開放されるが、
カフ圧力は、所望レベルに達するまで監視され、
その時点で膨張弁は閉じられることになる。その
後、収縮弁装置が開放され、測定が行われる。こ
れは段階的に、もしくは他の如何なる方法で行わ
れてもよい。あるいは、速やかに達成されるある
レベル以上のカフ圧力まで段階的または連続的に
加圧している間に血圧測定を行うこともでき、こ
の測定サイクルの終りで収縮弁がカフから空気を
放出させる。
カフ圧力は、所望レベルに達するまで監視され、
その時点で膨張弁は閉じられることになる。その
後、収縮弁装置が開放され、測定が行われる。こ
れは段階的に、もしくは他の如何なる方法で行わ
れてもよい。あるいは、速やかに達成されるある
レベル以上のカフ圧力まで段階的または連続的に
加圧している間に血圧測定を行うこともでき、こ
の測定サイクルの終りで収縮弁がカフから空気を
放出させる。
次に本発明の利用により得られる本質的な効果
をグラフ的に表す第3図を参照する。第3図に
は、数字160で表されるカフ圧力対時間につい
ての第1のプロツトが示されており、これはポン
プからの直接加圧による公知の従来技術装置を使
用してカフを通常の閉塞圧力である約160トール
に加圧するのに、約6秒の時間を要することを示
している。対照的に、本発明の空気だめを利用し
てカフを急速に加圧すると、カフ中の通常閉塞圧
力に、第3図の曲線161で表されるように2秒
未満で到達する。勿論、高血圧を示す被検者の測
定を行う場合には高い初期圧力を必要とするであ
ろうことは理解されるであろう。
をグラフ的に表す第3図を参照する。第3図に
は、数字160で表されるカフ圧力対時間につい
ての第1のプロツトが示されており、これはポン
プからの直接加圧による公知の従来技術装置を使
用してカフを通常の閉塞圧力である約160トール
に加圧するのに、約6秒の時間を要することを示
している。対照的に、本発明の空気だめを利用し
てカフを急速に加圧すると、カフ中の通常閉塞圧
力に、第3図の曲線161で表されるように2秒
未満で到達する。勿論、高血圧を示す被検者の測
定を行う場合には高い初期圧力を必要とするであ
ろうことは理解されるであろう。
第1図および第2図を再び参照すれば、圧力逃
がし弁126は、もしポンプ制御スイツチ125
(あるいはポンプ112用の駆動回路についての
他の何らかの他の要素)が何らかの理由により不
調になつた場合、空気だめ117内の圧力が危険
なレベルに達しないことを保証する安全装置とし
て備えられていることが理解されよう。弁126
は、空気だめ117内の圧力がポンプ・スイツチ
125の上位レベル設定を超える適切なレベルに
おける弁設定値に達したときは何時でも、出口1
32を経由して空気だめ117を排気するように
設定することができる。
がし弁126は、もしポンプ制御スイツチ125
(あるいはポンプ112用の駆動回路についての
他の何らかの他の要素)が何らかの理由により不
調になつた場合、空気だめ117内の圧力が危険
なレベルに達しないことを保証する安全装置とし
て備えられていることが理解されよう。弁126
は、空気だめ117内の圧力がポンプ・スイツチ
125の上位レベル設定を超える適切なレベルに
おける弁設定値に達したときは何時でも、出口1
32を経由して空気だめ117を排気するように
設定することができる。
現在の好ましい実施態様において、ポンプ11
2はエー・エス・エフ(ASF)より市販されて
いる「5002モデル」ポンプであつてもよい。数多
くの他の市販ポンプもまた、本装置にとつて適当
である。膨張弁107ならびに収縮弁装置120
は、コネチカツト州、ニユーブリテンのプレシジ
ヨン、ダイナミツクス、インコーポレーテツド
(Precision Dynamics、Inc.、)から市販されて
いる「E2012モデル」弁により構成することもで
きる。その他の同等の弁もまた、他の業者から入
手可能であることは明らかであるが、それらの弁
は高速作動のものであるべきである。
2はエー・エス・エフ(ASF)より市販されて
いる「5002モデル」ポンプであつてもよい。数多
くの他の市販ポンプもまた、本装置にとつて適当
である。膨張弁107ならびに収縮弁装置120
は、コネチカツト州、ニユーブリテンのプレシジ
ヨン、ダイナミツクス、インコーポレーテツド
(Precision Dynamics、Inc.、)から市販されて
いる「E2012モデル」弁により構成することもで
きる。その他の同等の弁もまた、他の業者から入
手可能であることは明らかであるが、それらの弁
は高速作動のものであるべきである。
ポンプ制御圧スイツチ125はマイクロ、ニユ
ーマテイツク、ロジツク、インコーポレーテツド
(Micro Pneumatics Logic、Inc.)から入手可
能な「MPL601モデル」スイツチであつてもよ
い。弁126には、凡ゆる適切な圧力逃がし弁を
使用することができる。
ーマテイツク、ロジツク、インコーポレーテツド
(Micro Pneumatics Logic、Inc.)から入手可
能な「MPL601モデル」スイツチであつてもよ
い。弁126には、凡ゆる適切な圧力逃がし弁を
使用することができる。
要約すれば、それらの最も広範囲な形態におけ
る本発明の原理は、バツクアツプとして直接のポ
ンプ接続を伴う予備加圧された空気だめの使用に
基づくカフ圧力の達成を包含している。更に、本
発明はポンプを空気だめ構造内に閉じ込めること
を包含している。弁および/または圧力スイツチ
のような各種の他の構成部品もまた、所望により
空気だめ117の内部に組み込み可能であること
が理解されるべきである。多位置弁107につい
ては、別個の弁手段の利用を考慮してもよい。す
なわち一方の弁手段はポンプ112に空気だめ1
17の内部と相互連結するために接続口「2」お
よび「3」を包含しており、そして他の弁手段は
空気だめ117をカフ101と相互連結させるた
めに接続口「1」および「2」を備えていてもよ
いこともまた、明白である筈である。更に、逆止
弁110および116は、弁107を経由するポ
ンプ112およびカフ101間の直接連結を形成
するための弁手段を提供する。当業者は、弁10
7の多機能性が別個の2接続口弁により達成でき
ることを認識するであろう。
る本発明の原理は、バツクアツプとして直接のポ
ンプ接続を伴う予備加圧された空気だめの使用に
基づくカフ圧力の達成を包含している。更に、本
発明はポンプを空気だめ構造内に閉じ込めること
を包含している。弁および/または圧力スイツチ
のような各種の他の構成部品もまた、所望により
空気だめ117の内部に組み込み可能であること
が理解されるべきである。多位置弁107につい
ては、別個の弁手段の利用を考慮してもよい。す
なわち一方の弁手段はポンプ112に空気だめ1
17の内部と相互連結するために接続口「2」お
よび「3」を包含しており、そして他の弁手段は
空気だめ117をカフ101と相互連結させるた
めに接続口「1」および「2」を備えていてもよ
いこともまた、明白である筈である。更に、逆止
弁110および116は、弁107を経由するポ
ンプ112およびカフ101間の直接連結を形成
するための弁手段を提供する。当業者は、弁10
7の多機能性が別個の2接続口弁により達成でき
ることを認識するであろう。
上記した本発明の例示的実施態様におけるポン
プ112の制御は、圧力スイツチ125を使用し
て行われたが、これはポンプの作動をマイクロプ
ロセツサの制御下で行い得ることを意図するもの
で、その場合には空気だめ圧力に応答する圧力ト
ランスデユーサはマイクロプロセツサに信号を供
給し、これが順次電源131およびポンプ112
間の適切な電源スイツチ構成部品を制御すること
になる。
プ112の制御は、圧力スイツチ125を使用し
て行われたが、これはポンプの作動をマイクロプ
ロセツサの制御下で行い得ることを意図するもの
で、その場合には空気だめ圧力に応答する圧力ト
ランスデユーサはマイクロプロセツサに信号を供
給し、これが順次電源131およびポンプ112
間の適切な電源スイツチ構成部品を制御すること
になる。
上記の例は成人用加圧カフに関するものであ
る。これらのカフは、一般に4種類の異なつた寸
法をとる。更に、遥かに寸法の小さい新生児用の
カフも存在する。6乃至8p.s.i.で作動するポンプ
圧力スイツチならびに成人用カフの容量に略等し
い容量を有する空気だめによつて、カフ圧力がそ
の所望レベルを達成する前に、空気だめ圧力は
6p.s.i.未満に下降することになる。ここでポンプ
が駆動されることになり、更にカフ膨張を補助す
る。カフ内の圧力が少なくとも空気だめ圧力に等
しくなり、かつカフ圧力を増加させることを望む
場合には、逆止弁116は閉じ、膨張弁が閉じる
までポンプ出力の全てをカフに向け、そして空気
だめには全く向けないことになるのが理解される
であろう。この状況は、小容量の新生児用カフは
異なつている。この場合、空気だめ容量はカフ容
量よりも何倍も大きく、そしてその所望レベルに
対するカフ加圧は、空気だめ117が6p.s.i.のし
きい値未満の内圧に低下する以前に達成される。
従つて、数回の加圧サイクルを終えるまでは、こ
のポンプが直接作動に入るとは言えない。
る。これらのカフは、一般に4種類の異なつた寸
法をとる。更に、遥かに寸法の小さい新生児用の
カフも存在する。6乃至8p.s.i.で作動するポンプ
圧力スイツチならびに成人用カフの容量に略等し
い容量を有する空気だめによつて、カフ圧力がそ
の所望レベルを達成する前に、空気だめ圧力は
6p.s.i.未満に下降することになる。ここでポンプ
が駆動されることになり、更にカフ膨張を補助す
る。カフ内の圧力が少なくとも空気だめ圧力に等
しくなり、かつカフ圧力を増加させることを望む
場合には、逆止弁116は閉じ、膨張弁が閉じる
までポンプ出力の全てをカフに向け、そして空気
だめには全く向けないことになるのが理解される
であろう。この状況は、小容量の新生児用カフは
異なつている。この場合、空気だめ容量はカフ容
量よりも何倍も大きく、そしてその所望レベルに
対するカフ加圧は、空気だめ117が6p.s.i.のし
きい値未満の内圧に低下する以前に達成される。
従つて、数回の加圧サイクルを終えるまでは、こ
のポンプが直接作動に入るとは言えない。
前述したのは、現在のところ好ましい例示的な
本発明による実施態様であるが、特許請求の範囲
中に定義したような本発明の真の精神または範囲
から逸脱することなく、当該発明分野における当
業者にはその数多くの代替的実施態様を見出し得
ることが理解されよう。
本発明による実施態様であるが、特許請求の範囲
中に定義したような本発明の真の精神または範囲
から逸脱することなく、当該発明分野における当
業者にはその数多くの代替的実施態様を見出し得
ることが理解されよう。
第1図は本発明を利用するシステムと基礎的な
構成部分を示す概略図、第2図はポンプが空気だ
め内に配置されている好ましい実施態様を示す系
統図、第3図は従来技術によるシステムの作動を
本発明の作動と比較する圧力対時間の関係を示す
グラフ図である。 101……カフ、103,106,109,1
18,121,127,128……ダクト、10
5……マイクロプロセツサ、107……多位置
弁、110,116……逆止弁、112……空気
ポンプ、113……吸気口、117……空気だ
め、120……収縮弁装置、125……ポンプ制
御圧力スイツチ、126……圧力逃がし弁、13
1……電源。
構成部分を示す概略図、第2図はポンプが空気だ
め内に配置されている好ましい実施態様を示す系
統図、第3図は従来技術によるシステムの作動を
本発明の作動と比較する圧力対時間の関係を示す
グラフ図である。 101……カフ、103,106,109,1
18,121,127,128……ダクト、10
5……マイクロプロセツサ、107……多位置
弁、110,116……逆止弁、112……空気
ポンプ、113……吸気口、117……空気だ
め、120……収縮弁装置、125……ポンプ制
御圧力スイツチ、126……圧力逃がし弁、13
1……電源。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1 (a) 伸縮性の加圧カフと、 (b) 空気だめを形成する手段と、 (c) 空気ポンプと、 (d) 前記ポンプの出口側と前記空気だめ手段の流
入口とを相互連結して、加圧下で空気を前記ポ
ンプから前記空気だめ手段へ選択的に供給して
前記空気だめ手段を加圧する第1弁手段と、 (e) 前記空気だめ手段の流出口と前記ポンプの出
口側とを空気移送連結路で相互連結し、加圧下
で空気を前記移送連結路から前記カフへ選択的
に供給して前記カフへの急速加圧を生じさせる
第2弁手段と、 (f) カフ圧力と検知するために前記カフに連結さ
れた手段と、 (g) 前記カフから空気を放出するために前記カフ
に連結された収縮弁手段と、 (h) 前記第1および第2弁手段に連結され、血圧
測定サイクルの開始時に前記カフを加圧するた
めに前記第1弁手段を閉じて前記第2弁手段を
開き、カフ圧力が所定の収縮期圧に達した時に
前記第1弁手段を開いて前記第2弁手段を閉じ
るように前記第1および第2弁手段を制御する
手段と、 (i) 前記空気だめ手段内の空気圧を検知するため
の手段と、 (j) 前記空気圧検知手段と前記ポンプの間に連結
され、 前記空気だめ手段内の圧力が測定しようと意図
する最高収縮期圧以上の第1設定レベル未満とな
つたとき、前記空気だめ手段を加圧するため、前
記第1弁手段が開かれた後に前記ポンプの作動を
行わせるためのポンプ制御手段と、 を備えた血圧計。 2 空気ポンプは、空気だめ手段内に配置され、
前記空気だめ手段の外側に連結する吸気口手段を
備えた特許請求の範囲第1項記載の血圧計。 3 前記第1および第2弁手段が、単一の多位置
弁機構により構成され、該機構は、前記ポンプの
出口を前記空気だめ手段の内側に連結するための
第1位置ならびに前記空気だめ手段を前記カフに
連結するための第2位置を備えている特許請求の
範囲第1項記載の血圧計。 4 前記ポンプ、前記空気だめ手段、および前記
多位置弁機構の前記相互連結は、前記多位置弁機
構が前記第2位置にあるとき、前記ポンプ出口が
直接連通で前記カフと連結されるようになつてい
る特許請求の範囲第3項記載の血圧計。 5 前記多位置弁機構が第1、第2および第3接
続口、ならびに、前記第1および第2接続口間あ
るいは前記第2および第3接続口間で連通を選択
的に形成する弁部材と、前記第一接続口を前記カ
フと接続する第1ダクトと、前記ポンプ出口を、
逆止弁を介して前記第2接続口と接続する第2ダ
クトと、前記第3接続口を前記空気ため手段の内
側に接続する第3ダクトと、前記第2接続口を前
記空気だめ手段の前記内側に連結する逆止弁を有
する別のダクトとを備えている特許請求の範囲第
4項記載の血圧計。 6 前記第1および第2弁手段が、単一の多位置
弁機構により構成され、該機構は、前記ポンプの
出口を前記空気だめ手段の内側に連結するための
第1位置ならびに前記空気だめ手段を前記カフに
連結するための第2位置を備えている特許請求の
範囲第2項記載の血圧計。 7 前記ポンプ、前記空気だめ手段、および前記
多位置弁機構の前記相互連結は、前記多位置弁機
構が前記第2位置にあるとき、前記ポンプ出口が
直接連通で前記カフと連結されるようになつてい
る特許請求の範囲第6項記載の血圧計。 8 前記多位置弁機構が第1、第2および第3接
続口、ならびに、前記第1および第2接続口間あ
るいは前記第2および第3接続口間で連通を選択
的に形成する弁部材と、前記第1接続口を前記カ
フと接続する第1ダクトと、前記ポンプ出口を、
逆止弁を介して前記第2接続口と接続する第2ダ
クトと、前記第3接続口を前記空気ため手段の内
側に接続する第3ダクトと、前記第2接続口を前
記空気だめ手段の前記内側に連結する逆止弁を有
する別のダクトとを備えている特許請求の範囲第
7項記載の血圧計。 9 2つの前記逆止弁がともに前記空気だめ手段
内に配置されている特許請求の範囲第8項記載の
血圧計。 10 前記第1設定レベルが6p.s.i.以上である特
許請求の範囲第1項または第2項記載の血圧計。 11 前記空気だめ手段内の圧力が前記第1設定
レベルを超える第2設定レベルに達した際、前記
ポンプ制御手段は前記ポンプの作動を中止するよ
うに構成および配置されている特許請求の範囲第
10項記載の血圧計。 12 前記第2設定レベルが8乃至10p.s.i.の範
囲内にある特許請求の範囲第11項記載の血圧
計。 13 前記空気だめ手段が、前記カフの容量と少
なくとも同程度に大きい容量を有している特許請
求の範囲第1項または第2項記載の血圧計。 14 前記空気だめ手段が、前記カフ容量のほぼ
1乃至2倍の容量を有している特許請求の範囲第
13項記載の血圧計。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US751835 | 1985-07-05 | ||
US06/751,835 US4627440A (en) | 1985-07-05 | 1985-07-05 | Sphygmomanometric cuff pressurizing system |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS628734A JPS628734A (ja) | 1987-01-16 |
JPH0527417B2 true JPH0527417B2 (ja) | 1993-04-21 |
Family
ID=25023704
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP61156387A Granted JPS628734A (ja) | 1985-07-05 | 1986-07-04 | 血圧計 |
Country Status (12)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4627440A (ja) |
EP (1) | EP0207805B1 (ja) |
JP (1) | JPS628734A (ja) |
AT (1) | ATE80278T1 (ja) |
AU (1) | AU583637B2 (ja) |
BR (1) | BR8603129A (ja) |
DE (1) | DE3686678T2 (ja) |
DK (1) | DK321386A (ja) |
FI (1) | FI862855A (ja) |
MX (1) | MX165075B (ja) |
NO (1) | NO862721L (ja) |
ZA (1) | ZA865003B (ja) |
Families Citing this family (31)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CA1278704C (en) | 1985-07-05 | 1991-01-08 | Maynard Ramsey, Iii | Oscillometric blood pressure monitor employing nonuniform pressuredecrementing steps |
AU592352B2 (en) * | 1985-07-05 | 1990-01-11 | Critikon Company L.L.C. | Automated diastolic blood pressure monitor with data enhancement |
CA1263186A (en) | 1985-07-05 | 1989-11-21 | Maynard Ramsey, Iii | Automated mean arterial blood pressure monitor with data enhancement |
US5178152A (en) * | 1986-04-21 | 1993-01-12 | Terumo Corporation | Electronic sphygmomanometer |
US4800892A (en) * | 1986-07-21 | 1989-01-31 | Nippon Colin Co., Ltd. | Apparatus for inflating cuff for blood pressure monitoring system |
JPS6472727A (en) * | 1987-09-14 | 1989-03-17 | Terumo Corp | Automatic hemomanometer |
US4924873A (en) * | 1988-03-23 | 1990-05-15 | Spacelabs, Inc. | Pneumatic control system for neonatal blood pressure monitoring |
US5054494A (en) * | 1989-12-26 | 1991-10-08 | U.S. Medical Corporation | Oscillometric blood pressure device |
US5556415A (en) * | 1990-01-29 | 1996-09-17 | Mcewen; James A. | Physiologic tourniquet for intravenous regional anesthesia |
US5607447A (en) * | 1993-09-28 | 1997-03-04 | Mcewen; James A. | Physiologic tourniquet |
US5392781A (en) * | 1991-04-16 | 1995-02-28 | Cardiodyne, Incorporated | Blood pressure monitoring in noisy environments |
US5285791A (en) * | 1992-01-21 | 1994-02-15 | Siemens Medical Electronics, Inc. | Noise damping system for an automatic blood pressure gauge |
US5704362A (en) * | 1993-08-13 | 1998-01-06 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Method for oscillometric blood pressure determination employing curve fitting |
DE4331450C2 (de) * | 1993-09-16 | 1998-02-05 | Hewlett Packard Gmbh | Anordnung zur automatischen Blutdruckmessung |
US5518000A (en) * | 1994-09-30 | 1996-05-21 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor employing deflation periods of alternating durations |
US5606977A (en) * | 1995-01-04 | 1997-03-04 | Critikon, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor which automatically determines when to take blood pressure measurements |
US5680870A (en) * | 1995-01-04 | 1997-10-28 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor which acquires blood pressure signals from composite arterial pulse signal |
US5577508A (en) * | 1995-01-13 | 1996-11-26 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Determination of oscillometric blood pressure by linear approximation |
US5579776A (en) * | 1995-01-13 | 1996-12-03 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor with enhanced cuff pressure control |
US5590662A (en) * | 1995-02-15 | 1997-01-07 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Detection of oscillometric blood pressure complexes using correlation |
US5800359A (en) * | 1995-05-19 | 1998-09-01 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | NIBP playback system |
US5931853A (en) * | 1995-08-25 | 1999-08-03 | Mcewen; James A. | Physiologic tourniquet with safety circuit |
US5855589A (en) * | 1995-08-25 | 1999-01-05 | Mcewen; James A. | Physiologic tourniquet for intravenous regional anesthesia |
US6258037B1 (en) | 1999-06-25 | 2001-07-10 | Cardiodyne Division Of Luxtec Corporation | Measuring blood pressure in noisy environments |
JP4259251B2 (ja) * | 2003-09-25 | 2009-04-30 | オムロンヘルスケア株式会社 | 脈波計測装置 |
US8016765B2 (en) * | 2005-01-10 | 2011-09-13 | Ramsey Medical Inc. | Integrated manual mechanical and electronic sphygmomanometer within a single enclosure |
TWI418337B (zh) * | 2010-03-10 | 2013-12-11 | Geee Creations Inc | 高精確度血壓計及血壓量測方法 |
US20160100765A1 (en) * | 2014-10-10 | 2016-04-14 | Koninkl Philips Nv | Non-invasive blood pressure monitor and method of operating the same |
US20180289271A1 (en) * | 2017-04-11 | 2018-10-11 | Edwards Lifesciences Corporation | Blood pressure measurement device wearable by a patient |
EP3586731A1 (en) * | 2018-06-26 | 2020-01-01 | Koninklijke Philips N.V. | System for use with a wearable cuff |
CN114533009B (zh) * | 2020-11-25 | 2024-06-18 | 华为技术有限公司 | 血压测量装置及其加压方法 |
Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS50119486A (ja) * | 1974-02-28 | 1975-09-18 |
Family Cites Families (14)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4167181A (en) * | 1975-09-26 | 1979-09-11 | Milstein Medical Research Foundation, Inc. | Apparatus for automatically depressurizing a variable-volume inflatable enclosure |
US4349034A (en) | 1978-04-10 | 1982-09-14 | Johnson & Johnson | Automatic mean blood pressure reading device |
US4360029A (en) | 1978-04-10 | 1982-11-23 | Johnson & Johnson | Automatic mean blood pressure reading device |
US4493326A (en) * | 1979-10-03 | 1985-01-15 | United States Surgical Corporation | Automatic blood pressure system with servo controlled inflation and deflation |
AU555267B2 (en) * | 1979-10-03 | 1986-09-18 | United States Surgical Corporation | Automatic blood pressure system |
US4328810A (en) * | 1979-10-03 | 1982-05-11 | United States Surgical Corporation | Automatic blood pressure system |
CA1163327A (en) * | 1979-11-14 | 1984-03-06 | Ethicon, Inc. | Automated blood pressure measurement during physical exercise |
JPS596654B2 (ja) * | 1980-08-25 | 1984-02-14 | 松下電工株式会社 | 電子式血圧計 |
US4378807A (en) * | 1980-12-03 | 1983-04-05 | Clinical Data, Inc. | Blood pressure measurement apparatus |
US4543962A (en) | 1984-07-09 | 1985-10-01 | Critikon, Inc. | Method of automated blood pressure detection |
US4638810A (en) | 1985-07-05 | 1987-01-27 | Critikon, Inc. | Automated diastolic blood pressure monitor with data enhancement |
CA1263186A (en) | 1985-07-05 | 1989-11-21 | Maynard Ramsey, Iii | Automated mean arterial blood pressure monitor with data enhancement |
CA1270565A (en) | 1985-07-05 | 1990-06-19 | Maynard Ramsey | Automated systolic blood pressure monitor with data enhancement |
CA1278704C (en) | 1985-07-05 | 1991-01-08 | Maynard Ramsey, Iii | Oscillometric blood pressure monitor employing nonuniform pressuredecrementing steps |
-
1985
- 1985-07-05 US US06/751,835 patent/US4627440A/en not_active Expired - Lifetime
-
1986
- 1986-07-04 DE DE8686305196T patent/DE3686678T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1986-07-04 AU AU59811/86A patent/AU583637B2/en not_active Ceased
- 1986-07-04 DK DK321386A patent/DK321386A/da not_active Application Discontinuation
- 1986-07-04 ZA ZA865003A patent/ZA865003B/xx unknown
- 1986-07-04 AT AT86305196T patent/ATE80278T1/de active
- 1986-07-04 JP JP61156387A patent/JPS628734A/ja active Granted
- 1986-07-04 BR BR8603129A patent/BR8603129A/pt not_active IP Right Cessation
- 1986-07-04 MX MX302286A patent/MX165075B/es unknown
- 1986-07-04 NO NO862721A patent/NO862721L/no unknown
- 1986-07-04 EP EP86305196A patent/EP0207805B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1986-07-04 FI FI862855A patent/FI862855A/fi not_active IP Right Cessation
Patent Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS50119486A (ja) * | 1974-02-28 | 1975-09-18 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
NO862721L (no) | 1987-01-06 |
ATE80278T1 (de) | 1992-09-15 |
ZA865003B (en) | 1988-02-24 |
BR8603129A (pt) | 1987-02-17 |
AU5981186A (en) | 1987-01-08 |
FI862855A (fi) | 1987-01-06 |
FI862855A0 (fi) | 1986-07-04 |
MX165075B (es) | 1992-10-21 |
EP0207805A2 (en) | 1987-01-07 |
EP0207805B1 (en) | 1992-09-09 |
DE3686678D1 (de) | 1992-10-15 |
DK321386D0 (da) | 1986-07-04 |
DK321386A (da) | 1987-01-06 |
EP0207805A3 (en) | 1988-07-20 |
DE3686678T2 (de) | 1993-01-28 |
NO862721D0 (no) | 1986-07-04 |
AU583637B2 (en) | 1989-05-04 |
US4627440A (en) | 1986-12-09 |
JPS628734A (ja) | 1987-01-16 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JPH0527417B2 (ja) | ||
US7314478B2 (en) | High efficiency external counterpulsation apparatus and method for controlling same | |
US6450981B1 (en) | Computer-based control for a counterpulsation device using noncompressed air | |
KR100274696B1 (ko) | 외부 카운터펄세이션 장치와 그 제어방법 | |
US5279283A (en) | Method for promoting circulation of blood | |
JPS62500220A (ja) | 較正された動脈血圧測定装置 | |
US5718232A (en) | Calibration of segmental blood volume changes in arteries and veins for pulse volume recorder | |
JPS63130043A (ja) | 自動血圧計 | |
EP0322711A1 (en) | Blood pressure measuring device | |
US6296605B1 (en) | High-pressure drive system | |
NO862722L (no) | Oscillometrisk blodtrykkmonitor som anvender ujevne trykk-dekrementeringstrinn. | |
EP3681387B1 (en) | Inflation apparatus for an inflation-based non-invasive blood pressure monitor and a method of operating the same | |
US5715828A (en) | Calibration of segmental blood volume changes in arteries and veins during detection of atherosclerosis | |
JP2711019B2 (ja) | 血圧測定装置 | |
US6921373B1 (en) | Method and apparatus for a peripheral circulation enhancement system | |
CA1279774C (en) | Sphygmomanometric cuff pressurizing system | |
JPH046737Y2 (ja) | ||
JPS63311933A (ja) | 電子血圧計 | |
JP2657923B2 (ja) | 自動血圧測定装置 | |
JPH06117B2 (ja) | 指用電子血圧計 | |
JPH0226483Y2 (ja) | ||
JPS6133577B2 (ja) |