JP2008079688A - 血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】発光素子の個体ごとの特性ばらつきにより脈波信号の反転があっても、発光素子の個体特性ばらつきに依存しない血圧測定装置を提供する。
【解決手段】生体情報検出センサーは、基板上に配置される圧力センサーと、前記基板上に配置され、前記圧力センサーに付加される圧力を伝える弾性体と、前記弾性体内に設けられる発光素子と受光素子と、を備える構成において、脈波検知手段は、圧脈波信号を微分し微分値を出力する第１の信号処理手段１０２と、微分値の過去２００ｍｓ間の微分値２乗和を算出する第２の信号処理手段１０３と、微分値２乗和の２００ｍｓ間の差を算出し、脈波開始情報と脈波終了情報を出力する第３の信号処理手段１０４とを備える構成とし、発光素子の特性ばらつきによる脈波反転信号が出力されても、正しい脈波検知が可能である。
【選択図】図１

Description

本発明は、被験者の血圧を測定する血圧測定装置に関する。

従来より、いわゆる血圧測定装置においては、オシロメトリック法や容積振動法などの測定技術を用いて血圧値の測定がおこなわれている。オシロメトリック法は、例えば被験者の生体上腕部もしくは手首部に巻いたカフ（全周圧迫帯）で測定部位の血管を圧迫し、動脈圧に依存する血管壁の振動を反映したカフ圧変動の挙動（圧振動波）から、最高血圧（収縮期血圧：ＳＢＰ）及び最低血圧（拡張期血圧：ＤＢＰ）を求めるものである。

一方、光電センサーを用いる容積振動法は、例えば被験者の指や上腕等の生体部分に巻いたカフの圧を昇圧もしくは減圧した際、血圧によって起こる微少な血管の容積変化をセンサーによる透過率変化として検出する。
光電センサーは、発光素子から照射し生体内を透過した透過光を受光素子で受光する。容積振動法では、受光素子の受光信号の交流成分である容積脈波信号の振幅変化のカフ圧に対する挙動から血圧値を測定するものである。

このような容積振動法を用いる従来の血圧測定装置は、カフを用いる構成（例えば、特許文献１，２，３参照）の他、カフを用いない構成（例えば、特許文献４参照）も知られている。

カフを使用するとともに容積振動法を用いて血圧値を測定する従来の血圧測定装置は、カフ圧迫下の動脈運動に関する生体情報に基づいて血圧を測定する。この種の血圧測定装置の１つとして、例えば、現時点から少なくとも４周期前までの光電容積脈波信号波形である生体信号波形を保持する保持手段と、計測開始から計測終了までの間、保持手段に保持された現時点からほぼ４周期前までの生体信号波形と現時点のカフ圧のディジタル値とを同一表示画面上に逐次表示する表示手段とを備え、例えば、血圧値の計測中に生体信号波形とカフ圧とを表示して計測状態の良否を容易に判断することができる構成が知られている（例えば、特許文献１参照。）。

また、カフを使用した容積振動法による他の血圧測定装置として、カフと、カフ圧を検出する圧検出器と、カフを加圧するカフ圧コントロール用ポンプと、カフによる身体の加圧部分に異なる２波長の光を照射する発光部と、この発光部から身体に入射された光の透過光量または反射光量を検出する受光部と、この受光部から得られる受光信号中の各波長の直流成分と脈波成分とを分離する復調回路と、復調回路からの検出出力を用いて血圧値を求める処理を行うＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ：中央処理装置）とを有する構成も知られている。

ＣＰＵは、復調回路から検出出力を取り込み、カフ加圧前に測定した酸素飽和度から許容ばらつき範囲を算出するとともに、カフ圧を上昇させていった過程で測定した酸素飽和度がこの許容ばらつき範囲内にあるか否かを判定して、許容ばらつき範囲内にあれば、脈波成分（光電容積脈波信号）の振幅値とカフ圧とから、被験者の血圧値を算出し、許容ばらつき範囲内になければ、その時点で取り込まれた脈波成分を無効とする処理を行う。
これにより、通常の容積振動法では測定が困難であった振動や体動などが伴う測定環境下でも、被験者の血圧値を信頼よく測定することができる（例えば、特許文献２参照。）。

また、カフを使用した容積振動法による別の血圧測定装置として、カフと、カフ圧を検出する圧検出器と、カフを直線的に加圧するか、カフ圧を直線的に降下させるカフ圧コントロール用ポンプと、カフによる身体の加圧部分に光を照射する発光部と、この発光部から身体に入射された光の透過光量または反射光量を検出する受光部と、この受光部から得られる受光信号中の脈波成分を分離する復調回路と、復調回路からの検出出力を用いて血圧値を求める処理を行うＣＰＵとを有する構成も知られている。

ＣＰＵは、復調回路の検出出力に基づき、カフ加圧前に脈波成分が検出されないと判定された場合に、カフ圧コントロール用ポンプに制御信号を送り、カフ圧を上昇させるか、一度上昇したカフ圧を降下させる制御を行い、カフ圧が昇圧されていく過程、または減圧されていく過程での受光信号中の変曲点を検出して、この変曲点におけるカフ圧を微弱血圧状態における被験者の平均血圧値として出力する。
これにより、通常の容積振動法では測定が困難であったショック状態や極端な低血圧状態に置かれた被験者に対しても、微弱血圧状態であるか否かの判定、及び微弱血圧状態にあればその被験者の血圧値を測定することができる構成とされている（例えば、特許文献３参照。）。

また、カフと光電式センサーとの組み合わせにおいて、例えば、カフの円筒内壁に発光素子と受光素子とを互いに近接させて設け、発光素子から出射し指動脈で反射された光を受光素子で受光する構成も提案されている（例えば、特許文献４参照。）。

上記した血圧測定装置は、カフを使用して被験者の生体の測定部位を圧迫し血圧測定を行うため、測定部位に鬱血が発生したり、測定中に痛みを伴ったり、さらには不快感を増長させてしまうおそれがある。また、カフを測定部位に装着する必要があるため、測定作業が煩わしいものとなる場合がある。さらに、カフが必須の構成となるため、小型化を図るには限界があるとともに、部品点数の削減を図りにくいという問題がある。

これに対して、カフを使用せずに容積振動法を用いて血圧値を測定する血圧測定装置が提案されている。この血圧測定装置は、例えば、光電容積脈波センサー及び加圧バッグを先端部に取り付けた加圧体と、加圧バッグ内の圧力を検出する圧力センサーと、光電容積脈波センサーから出力される脈波信号と、圧力センサーから出力される圧力信号とを入力して血圧を計測する制御部とを備える。
これにより、生体の任意の部位を押圧して血圧値を測定でき、測定作業が極めて容易になるとともに、カフによる測定のように測定部位に対する制限を受けることなく測定することができる構成とされている（例えば、特許文献５参照。）。

また、変化する圧力を動脈に付与する間の圧力脈波を検知し、圧力波形データから得られる波形パラメータを用いて血圧を決定する血圧測定装置も提案されている。この血圧測定装置では、可聴または視覚フィードバックによって、被験者に対して可変圧力の付与を誘導や促しを行うことによって、血圧値を得るための力の付与の状況を認識可能とし、被験者による血圧値を測定することができる構成とされている（例えば、特許文献６参照。）。

さらに、圧力脈波を検知する手段として、空気圧に応じて動くダイヤフラムに反射光を作用させ、これを受光素子で受光し空圧に応じた抵抗値変化を得る光学的空圧変換器が提案されている。この空圧変換器では、動脈の脈動が生体の表面に作用し、生体表面の振動を捉えることにより、脈波を検知するものことができる構成とされている（例えば、特許文献７参照）。
特公平７−４１０２８号公報（請求項１） 特許第２９５８５０３号公報（請求項１) 特許第２９５８４７１号公報（請求項１） 特開昭６１−２３８２２５号公報（第1図） 特開平６−３１１９７２号公報（請求項１） 特表２００１−５１４９１６号公報（請求項１） 特開昭５４−５１８７８号公報（第1図）

上記した圧脈波による血圧測定において、生体に対してカフによる加圧を行わない血圧測定装置は、圧力センサーと光電センサーとを有したセンサーモジュールを備え、このセンサーモジュールを生体情報検出センサーとして生体に押圧し、圧力センサーにより生体への加圧圧力を測定すると共に、光電センサーによって圧脈波を検出し、圧脈波信号の振幅変化の圧力に対する挙動から血圧値を測定する。
図５は、圧脈波を検出する生体情報検出センサーの一構成例である。この生体情報検出センサー５０は、発光素子５１と受光素子５２、及び圧力センサー５３を基板５４上に備え、弾性体５５で覆う構成としている。生体情報検出センサー５０は、この弾性体５５を生体５６に押圧することによって生体５６に付加した圧力を弾性体に付加した圧力として圧力センサー５３で検出する。

また、光電センサーによる圧脈波の検出では、発光素子５１から出射された光が光路Ａを通り弾性体内面５５で反射し、反射光が交路Ｂを通り受光素子で受光することにより、動脈の脈動に伴う生体５６の表面の振動を、受光素子の受光強度の振動として検出する。

図６を用い、脈波の検出、および血圧値算出に必要な脈波開始圧力の検出について説明する。図６（ａ）は受光素子５２の受光した受光強度信号のグラフである。動脈の膨張が最大になったとき生体表面の変位が最大となり、光路Ａと光路Ｂが最小距離となるため、受光強度が最大となる。また、図６（ｂ）は図６（ａ）の受光強度信号を微分したグラフである。脈波信号の開始位置は、図６（ｂ）の微分した値が正に転じる時刻ｔａであり、これを脈波開始位置とする。時刻ｔａの決定方法は、たとえば微分した値が負から正に転じてから連続してあらかじめ決められた時間の間、正の値が続いた時、正に転じた時点を脈波開始位置とする、という方法がある。
図６（ｃ）は圧力センサー５３より検出した圧力信号であり、時刻ｔａにおける圧力を脈波開始圧力とする。

さらに、図６（ｂ）の微分した値が正から負に転じる時刻ｔｂを、この脈波が最大になった位置とみなし、図６（ａ）のｈをこの脈の大きさ、すなわち脈波高とし記憶する。血圧値は、測定過程すべての検出された脈波ごとの脈波開始圧力と脈波高の組み合わせのデータ群を用い、算出される。

しかしながらこの構成によれば、発光素子の指向特性のばらつきにより、反射面が同じ振動をしたとしても光路長に対する受光素子の受光強度特性がかわってしまい、検出信号が反転する現象が発生する。

図７は、一般的なＬＥＤの指向特性を示したものである。光源から出射する光強度が分散する角度に対して半分になる角度が半値角であり、図７の半値角は６０度の場合を示す。図８は、このＬＥＤを発光素子８１とし、受光素子８２、反射面８３を配置したものである。発光素子８１と受光素子８２から反射面８３の距離をＬとする。図９（ａ）は、横軸に距離Ｌ、縦軸に受光素子８２が検知する受光強度の関係を表す。

今、センサーの仕様として、生体振動範囲が発光素子から反射面までの距離Ｌが３〜５
ｍｍとする。半値角６０度の発光素子を使用すると、図９（ａ）によれば、範囲Ｌｓの検出を行うことになり、距離Ｌの増加とともに、受光素子８２の受光する検出強度が減少傾向となる。

今、発光素子８１の個体のばらつきが半値角が±１０度であるとすると、個体差として半値角５０度の発光素子が存在する可能性がある。半値角５０度の時、距離Ｌに対して受光素子が受光する検出強度は、図９（ｂ）のように示される。図９（ｂ）によれば、距離Ｌが３ｍｍから５ｍｍの範囲Ｌｓにおいては、距離Ｌの増加とともに、受光素子８２の受光する検出強度が増加傾向となる。すなわち半値角５０度の発光素子を用いたセンサは、半値角６０度の発光素子を用いたセンサに対して、同じ振動範囲Ｌｓにおいて反転した検出信号を検出することになる。

このように、発光素子の個体差による指向特性の違い、すなわち半値角のばらつきにより生体振動の検出信号が反転してしまうため、図６（ａ）で説明した受光強度検出信号の向きは反転し、したがって、図６（ｂ）でしめした受光強度信号を微分した値は符号の向きが逆になってしまう。よって、正に転ずる時点を脈波の開始と検知する手段では、正しく脈波の検出ができず、したがって脈波高の算出ができない。これを避けるためには、あらかじめ発光素子の特性を調べておき、一定の特性の発光素子のみをセンサーに組み込まなければないが、これは、血圧計の生産性の低下、コストの上昇を招くものである。

そこで、本発明は従来の問題を解決し、血圧測定装置の脈波検出方法を発光素子の特性のばらつきに依存させないことを目的とし、より詳細には、脈波検出信号が反転している状態でも正しく脈波を検出し、脈波高の算出を行うことを目的とする。

本発明の血圧測定装置は、受光手段より出力される受光強度信号から脈波情報を検出する脈波検出手段と、圧力検出手段より出力される圧力信号から圧力情報を検出する脈波圧力検出手段と、脈波検出手段によって検出された脈波情報と、脈波圧力検出手段によって検出された圧力情報とに基づいて、血圧値を決定する血圧値決定手段とを有する血圧測定装置であって、脈波検出手段は、受光強度信号を微分し微分値を出力する第１の信号処理手段と、微分値の過去一定区間の微分値２乗和を算出する第２の信号処理手段と、微分値２乗和の一定区間の差を算出し、脈波開始情報と脈波終了情報を出力する第３の信号処理手段とを有し、脈波圧力検出手段は、第３の信号処理手段より出力される脈波開始情報を用い脈波開始圧力を決定する脈波開始圧力決定手段を有することを特徴とする。

さらに、本発明の血圧測定装置は、第３の信号処理手段より出力される脈波開始と脈波終了の期間において、第２の信号処理手段より出力される過去一定区間の微分値２乗和の最大値を脈波の大きさと決定する脈波高決定手段を有することが好ましい。
また脈波の開始と判定された時点の圧力を脈波開始圧力とし、脈波開始圧力と脈波の大きさの対となるデータ群から、所望する血圧値を算出するものである。

発光素子の指向特性の個体差のばらつきがある場合、正しい脈波を検出するためには、発光素子の選別を行い、特性をそろえた発光素子を組み込まなければならない。また、発光素子の選別が不可能な場合は、血圧測定装置の脈波検出の信号処理手段について、正転用と逆転用の２種類を用意しておき、発光素子の組み込みに際し受光素子からの受光強度信号を測定し、発光素子の特性別に正転用、または逆転用のどちらかの信号処理手段を組み込まなければならない。

本発明の血圧測定装置によれば、発光素子の指向特性の個体差のばらつきがあり脈波検
出信号が反転していても、正しい脈波の検出、および脈波の大きさを算出することができるため、発光素子の選別することなく組み込むことが可能になる。
さらに、発光素子の経年変化により指向特性が変化してしまい、受光強度信号が変化してしまう場合においても、本発明の脈波検出手段によれば、正しく脈波を検出することがかのうである。

以下、本発明の血圧測定装置について図を用いて詳細に説明する。

はじめに、図１を用い本発明の１つの実施例を説明する。
実施例の血圧測定装置は、脈波情報を検出する脈波検出手段と、脈波開始圧力情報を検出する脈波圧力検出手段、および血圧値決定手段から構成される。

脈波検出手段１０は、受光手段１０１、第１の信号処理手段１０２、第２の信号処理手段１０３、第３の信号処理手段１０４、および脈波高決定手段１０５から構成される。また、脈波情報は、脈波状態信号１１４、脈波高信号１１５から構成される。
受光手段１０１は、受光素子で取得した生体の圧脈波振動を受光強度信号１１１に変換し出力する。
第１の信号処理手段１０２は、受光強度信号１１１を微分し、微分信号１１２を出力する。
第２の信号処理手段１０３は、第１の信号処理手段１０２から出力された微分信号１１２を２乗し、さらに一定区間として、過去２００ｍｓ間の算出された結果を保持するとともに２００ｍｓ間２乗値の総和、すなわち微分２乗和を算出し、微分２乗和信号１１３として出力する。ここで一定区間としては、１００ｍｓから４００ｍｓの範囲であることが好ましい。
第３の信号処理手段１０４は、入力した微分２乗和信号１１３を過去２００ｍｓ間にわたり記憶するとともに最新の微分２乗和信号と記憶している２００ｍｓ前の微分２乗和信号との差を算出する。差が脈波開始のための一定条件を満たした場合には、脈波状態信号１１４を用い、脈波開始情報を出力する。また、差が脈波終了のための一定条件を満たした場合には、脈波状態信号１１４を用い、脈波終了情報を出力する。
脈波高決定手段１０５は、第３の信号処理手段１０４から出力される脈波状態信号１１４が脈波開始情報を示す信号として出力された場合には、第２の信号処理手段１０３から出力される微分２乗和信号１１３の入力を開始し、その時刻を保持する。さらに入力する微分２乗和信号１１３の最大値を保持する。脈波状態信号１１４が脈波終了情報を示す信号に転じたときには、微分２乗和信号１１３の入力を終了し、記憶している最大値と時刻情報を脈波高信号１１５として血圧値決定手段１０８に出力する。

脈波圧力検出手段２０は、圧力検出手段１０６と脈波開始圧力決定手段１０７から構成される。また脈波開始圧力情報は、脈波開始圧力信号１１７から構成される。
圧力検出手段１０６は、圧力信号１１６を出力する。
脈波開始圧力決定手段１０７は、圧力検出手段１０６から出力される圧力信号１１６を一定期間にわたり記憶するとともに、第３の信号処理手段１０４から出力される脈波状態信号１１４において脈波開始情報を示す信号として出力された場合には、圧力信号１１６を時刻情報とともに脈波開始圧力信号１１７として出力する。
血圧値決定手段１０８は、脈波高信号１１５と脈波開始圧力信号１１７を血圧測定開始から終了時まで記憶し、血圧測定過程が終了した際には、一定条件のもとに最高血圧値、最低血圧値を決定する。

なお、本実施例で使用する生体情報検出センサーは、図５に示す生体情報検出センサーと同じ構成であり、受光手段１０１は受光素子５２に、圧力検出手段１０６は圧力センサ
ー５３にそれぞれ相当する。

次に、図２に示される信号波形を用い、信号処理の過程を説明する。
図２（ａ）は、受光手段１０１から出力された受光強度信号１１１の一例を示す。
図２（ｂ）は、第１の信号処理手段１０２から出力された微分信号１１２を示す。
図２（ｃ）は、第２の信号処理手段１０３から出力された微分２乗和信号１１３を示す。
図２（ｄ）は、第３の信号処理手段１０４で算出される微分２乗和信号の過去２００ｍｓ時の値との差を示す。
図２（ｅ）は、圧力検出手段１０６から出力される圧力信号１１６を示す。

本実施例において、第３の信号処理手段１０４における脈波開始判定条件は、微分２乗和信号１１３の過去２００ｍｓ前の微分２乗和信号との差が負数から正数に転じた時点を脈波開始とする。また、脈波終了条件は、同数が正数から負数に転じた時点を脈波終了とみなすものとする。

図２を用い、時刻の経過とともに脈波開始圧力、および脈波高決定過程について説明する。図２の時刻ｔ１において、図２（ｄ）のグラフは負数から正数に転じているので、脈波開始判定条件に従い、第３の信号処理手段１０４は脈波状態信号１１４を脈波開始状態にして出力する。脈波高決定手段１０５は脈波状態信号１１４を受け、時刻ｔ１を記憶し、さらに第２の信号処理手段１０３より出力される微分２乗和信号の入力を始めるとともに、最大値の算出および記憶を始める。

脈波開始圧力決定手段１０７は、脈波状態信号１１４の脈波開始状態を受け、図２（ｅ）で示される時刻ｔ１における圧力Ｐを、時刻ｔ１とともに脈波開始信号１１７として出力する。

次に時刻ｔ２においては、図２（ｄ）のグラフは正数から負数に転じている。第３の信号処理手段は時刻ｔ２において脈波が終了したものと判定し、脈波状態信号１１４を脈波終了状態にして出力する。脈波高決定手段１０５は脈波状態信号１１４を受け、第２の信号処理手段１０３からの微分２乗和信号１１３の入力を終了し、記憶している最大値Ｈを時刻ｔ１とともに脈波高信号１１５として出力する。

次に、図３を用い、受光強度信号１１１が反転している場合について説明する。図３（ａ）は、受光手段１０１から出力された受光強度信号１１１の一例を示す。
図３（ｂ）は、第１の信号処理手段１０２から出力された微分信号１１２を示す。
図３（ｃ）は、第２の信号処理手段１０３から出力された微分２乗和信号１１３を示す。
図３（ｄ）は、第３の信号処理手段１０４で算出される微分２乗和信号の過去２００ｍｓ時の値との差を示す。
図３（ｅ）は、圧力検出手段１０６から出力される圧力信号１１６を示す。

図２（ａ）と図３（ａ）を比較すると、圧脈波信号が反転しているのがわかる。これを第１の信号手段１０２において算出した微分信号１１２も、図３（ｂ）のごとく反転している。
しかし、図３（ｃ）で示すように、第２の信号処理手段１０３で算出された微分２乗和信号は図２（ｃ）と同様の形態となり、信号反転による符号の影響は排除されている。これに基づく第３の信号処理手段１０４の算出結果は、図３（ｄ）のように示され、時刻ｔ１‘において、図３（ａ）の反転脈波の脈波開始を検出することができる。脈波高決定手段１０５における脈波開始、および終了条件判定は、反転していない受光強度信号を処理
した時と変わらない算出手段により行うことが可能である。

また、同様に脈波開始圧力決定手段１０７は、脈波状態信号１１４の脈波開始状態を受け、図３（ｅ）で示される時刻ｔ１‘における圧力Ｐ’を、時刻ｔ１‘とともに脈波開始信号１１７として出力する。

図４を用いて、脈波から得られる受光強度信号と、本発明による算出された脈波高との関係を示す。
図４のＡの波形は、受光手段１０１から出力された受光強度信号１１１を、また、図４のＢは、第２の信号処理手段１０３から出力された微分２乗和信号１１３を、血圧測定開始から終了までの過程をプロットしたものである。図４によれば、受光強度信号Ａと微分２乗和信号Ｂの大小関係は相関しており、脈波高決定手段として適切であることを示している。

本発明の血圧測定装置を説明するためのブロック図である。 本発明の血圧測定装置における脈波検出を説明するための波形図である。 本発明の血圧測定装置における脈波検出を説明するための波形図である。 本発明の血圧測定装置における脈波高算出結果と波形の関係を説明するための波形図である。 本発明の血圧測定装置における生体情報検出センサーの一例を説明するための図である。 従来の技術の脈波検出を説明するための波形図である。 ＬＥＤの特性をあらわす特性図である。 ＬＥＤの特性を説明するためのセンサー概略図である。 ＬＥＤの特性を説明するための特性図である。

符号の説明

１０ 脈波検出手段
２０ 脈波圧力検出手段
５０ 生体情報検出センサー
５１ 発光素子
５２ 受光素子
５３ 圧力センサー
５４ 基板
５５ 弾性体
５６ 生体
８１ 発光素子
８２ 受光素子
８３ 反射面
１０１ 受光手段
１０２ 第1の信号処理手段
１０３ 第２の信号処理手段
１０４ 第３の信号処理手段
１０５ 脈波高決定手段
１０６ 圧力検出手段
１０７ 脈波開始圧力決定手段
１０８ 血圧値決定手段
１１１ 受光強度信号
１１２ 微分信号
１１３ 微分２乗和信号
１１４ 脈波状態信号
１１５ 脈波高信号
１１６ 圧力信号
１１７ 脈波開始圧力信号

Claims (2)

1. 受光手段より出力される受光強度信号から脈波情報を検出する脈波検出手段と、圧力検出手段より出力される圧力信号から圧力情報を検出する脈波圧力検出手段と、前記脈波検出手段によって検出された脈波情報と、前記脈波圧力検出手段によって検出された圧力情報とに基づいて、血圧値を決定する血圧値決定手段とを有する血圧測定装置であって、前記脈波検出手段は、前記受光強度信号を微分し微分値を出力する第１の信号処理手段と、前記微分値の過去一定区間の微分値２乗和を算出する第２の信号処理手段と、前記微分値２乗和の一定区間の差を算出し、脈波開始情報と脈波終了情報を出力する第３の信号処理手段とを有し、前記脈波圧力検出手段は、前記第３の信号処理手段より出力される前記脈波開始情報を用い脈波開始圧力を決定する脈波開始圧力決定手段を有する血圧測定装置。
2. 前記第３の信号処理手段より出力される脈波開始と脈波終了の期間において、前記第２の信号処理手段より出力される過去一定区間の微分値２乗和の最大値を脈波の大きさと決定する脈波高決定手段を有することを特徴とする請求項１に記載の血圧測定装置。

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