JP3727592B2 - 血圧測定装置 - Google Patents
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Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、血圧測定装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
従来より知られるデジタル式の血圧測定の手段は、オシロメトリックス法と呼ばれる圧脈波振動法によるものが一般的である。これはカフ(腕帯)に空気を送りこんで動脈を圧迫した後、徐々に減圧する過程で血圧を測定する方法であって、心臓の拍動に同期した血管壁の振動をカフに内蔵されたゴム袋の圧力変動(圧脈波)としてとらえるものである。
【0003】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、血圧は周囲の環境や体内の状況によっても変動しているため数度の断続的な測定より連続測定が出来ることが望まれるが、上記した従来のデジタル血圧計では係る要請に応えることが出来ない。
本発明は上記のような事情に基づいて完成されたものであって、血圧の連続測定をなしうる血圧測定装置を提供することを目的とする。
【0004】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するための手段として、請求項1の発明は、被験者の血管を圧迫するためのカフと、このカフによって圧迫された部分から圧脈波を検出するカフ圧センサと、前記被験者の血管へ所定波長の光を照射しこの照射光による透過光あるいは反射光の光量を光電容積脈波として連続して検出する光電センサと、前記圧脈波と前記光電容積脈波とに基づいて血圧算出アルゴリズムから血圧値を連続して算出する演算手段と、この血圧値の推移を表示する表示手段とからなる血圧測定装置であって、前記演算手段は前記光電容積脈波の波形データが通常取りうる許容範囲内であるか、否かの判定を前記光電容積脈波の周期に基づいて行い、前記波形データの一部が許容範囲外にあるときには、前記光電容積脈波の波形データのうち許容範囲外にある波形データ部分を過去に採取した許容範囲内にある波形データに置き換える置換処理を行う構成としたところに特徴を有する。
【0005】
請求項2の発明は、請求項1に記載のものにおいて、前記演算手段は前記波形データとして前記光電容積脈波の周期を検出するとともに、前記許容範囲として光電容積脈波における周期が通常取りうる範囲を予め定めておき、この許容範囲と前記光電容積脈波の周期とに基づいて前記判定が行われるよう構成されているところに特徴を有する。
【0006】
請求項3の発明は、請求項1又は請求項2に記載のものにおいて、前記演算手段は過去に採取された波形データを蓄積するとともに、そこから前記許容範囲内にある波形データとして標準波形モデルを算出するところに特徴を有する。
【0007】
請求項4の発明は、請求項1ないし請求項3のいずれか1項に記載のものにおいて、前記光電センサより短い波長の光を照射して前記被験者の皮膚表面での反射光量の変化を連続して検出する体動センサを備えるとともに、前記演算手段は前記光電容積脈波の出力波形から前記体動センサの出力波形を減じる修正処理を行うよう構成してあるところに特徴を有する。
【0008】
請求項5の発明は、請求項1ないし請求項4のいずれか1項に記載のものにおいて、前記演算手段は前記光電容積脈波及び前記圧脈波に基づいて血流量、心拍出量、動脈血酸素飽和度を連続して算出するよう構成されているところに特徴を有する。
【0009】
【発明の作用及び効果】
<請求項1並びに請求項2の発明>
請求項1の発明によれば、カフによって血管が圧迫された後減圧される過程で、カフ圧センサからは血管内の圧力変動が圧脈波(絶対値)として検出される。この間に、光電センサから皮膚に対して所定波長の光が照射されると、血中ヘモグロビンはある波長帯の光に強い吸収スペクトルを持っているため、透過光あるいは反射光の光量が血管の容量変動に伴って変化するヘモグロビン量に応じて変化し、その経時的な変化の様子が光電容積脈波(相対値)として検出される。
その後、演算手段が相対値である光電容積脈波と絶対値である圧脈波とに基づいて血圧算出アルゴリズムから血圧値を算出し、その推移を表示する。このように、被験者に対し予めカフ圧センサによって圧脈波を算出しておけば連続して計測される光電容積脈波を絶対値化することができ、カフによる再加圧を行うことなく連続して血圧を測定することが出来る。
【0010】
また、演算手段は光電容積脈波の波形データが許容範囲内にあるか、否かの判定を行い、光電容積脈波における異常データ部分、すなわち、許容範囲外にある波形データ部分(例えば、被験者の大きな体動に起因して起こる測定不良、心臓に対する測定高さの変位に起因する測定誤差によって生じる)を過去に採取した許容範囲内にある波形データに置き換える。従って、光電容積脈波のうち異常なデータ分を排斥することが出来、データの採取後に血圧値のデータ解析(例えば、血圧値の平均値を算出する場合等)を行う場合に、信頼性の高い血圧診断を行うことが出来る。
【0011】
また、光電容積脈波の判定は光電容積脈波の周期に基づいてなされる。
<請求項3の発明>
請求項3の発明によれば、演算手段が置換処理を行う際には、光電容積脈波の波形データのうち許容範囲外にある波形データ部分は標準波形モデルに置き換えられる。
【0012】
<請求項4の発明>
請求項4の発明によれば、体動センサによって被験者の皮膚で反射した反射光を連続して検出することで被験者の体動を検出することが出来る。
更に、演算手段は光電容積脈波の波形から体動センサの出力波形を減じる修正処理を行うため被験者の体動による誤差分を排斥することができ正確な血圧値を得ることが出来る。
【0013】
<請求項5の発明>
請求項5の発明によれば、演算手段は光電容積脈波及び圧脈波に基づいて公知のアルゴリズムから血流量、心拍出量、動脈血酸素飽和度を連続して算出することが出来る。
【0014】
【発明の実施の形態】
本発明に係る血圧測定装置1の一実施形態を図1ないし図8によって説明する。図1において、2は例えば手首に装着可能なカフであり(上腕部に装着してもよい)、内部にゴム袋が内蔵されている。このゴム袋にはチューブが接続されていてエアー供給用のポンプ6と接続されている。また、チューブの途中には開閉弁3が介在されていて、その開閉動作によってカフ2内のゴム袋に対するエアーの供給と排気を行うことが出来るようにしてある。さらに、カフ2内にはゴム袋内の空気変動を検出するためのカフ圧センサ4が組み込まれ、後述するデータ処理装置(本発明の演算手段に相当する)20と接続されている。
【0015】
また、カフ2に並んで装着される部分として、光電センサ7、体動センサ8が設けられている(光電センサ7、体動センサ8はカフ2内に組み込んでもよい)。光電センサ7は、この実施形態においては、近赤外光波長(例えば640mm)をもった光を皮膚に向けて照射可能な発光赤色LED(投光器)とその反射光を受光するフォトトランジスタ(受光器)とからなっている。赤外光は皮膚深部にある撓骨動脈に至ることができ、フォトトランジスタの出力は血管の容量に伴う吸光度の変化が血流量の相対変化として検出される。
【0016】
体動センサ8としては、この実施形態においては、青外光波長(例えば420mm)をもった光を皮膚へ向けて照射可能な発光青色LED(投光器)とその反射光を受光するフォトトランジスタ(受光器)とからなっている。青外光は皮膚表面で反射し、フォトトランジスタの出力は被験者の測定中の微少な体動として検出される。
【0017】
図2は本実施形態における血圧測定装置1の電気的構成を示すブロック図であり、上記したカフ2内のカフ圧センサ4は増幅器11を介してローパスフィルタ9、ハイパスフィルタ10に接続され、それぞれ所定周波数成分がカットされた状態でデータ処理装置20へ入力されるようになっている。また、光電センサ7も増幅器14を介してローパスフィルタ15及びハイパスフィルタ16に接続され、さらにデータ処理装置20へ入力される。
【0018】
なお、体動センサ8は増幅器18を介してアクティブフィルタ19(バンドパスフィルタ)に接続され、所定周波数帯域以外の成分をカットしてデータ処理装置20へ入力するようになっている。
【0019】
次にデータ処理装置20について説明する。
カフ圧センサ4からデータ処理装置20内に入力された信号はマルチプレクサ22を介在させ演算処理を行うCPU21に接続される。
光電センサ7からの入力信号は次に説明する脈波再生回路24を介してマルチプレクサ22、CPU21に接続され、体動センサ8からの入力信号は脈波再生回路24、マルチプレクサ22を介してCPU21に至るよう接続されている。また、CPU21にはメモリ23が接続されるとともに、演算処理した出力を表示するためのモニタ(本発明の表示手段に相当する)30が接続されている。
【0020】
脈波再生回路24は、それぞれフィルタ14、15、16を通じた後の光電センサ7の出力波形から体動センサ8の出力波形を減じることで、光電センサ7の出力から体動分(特に被験者の微少な動き)を取り除いた波形を生成する役割を果たすものである。
この脈波再生回路24による処理が本発明の修正処理に相当する。
【0021】
次に各センサ4、7、8からの入力に基づきデータ処理装置20が血圧値を算出する。その演算処理について図3に示すフローチャートを参照して説明する。まず、測定に際してデータ処理装置20をキャリブレーションするための処理手順がなされる(図3におけるa〜gの工程)。すなわち、カフ圧、圧脈波の入力があると、これに基づいて所定の基準時において基準となる最高・最低の両血圧値及び脈拍数の各絶対値が測定される(a、bの工程)。なお、最高・最低の血圧値は公知のオシロメトリックス法によって算出される。続いて、基準時における血圧面積(基準血圧面積)Aoの算出がなされる(cの工程)。基準血圧面積Aoは時間を横軸に血圧を縦軸にとって、1心拍の周期To内における最高・最低の両血圧値Po1、Po2によって定まる平面図形の面積によって決定される。具体的には、図5に示すように、基準血圧面積Aoは、横の辺が1心拍時間To、縦の辺が最低血圧Po2によって形成される長方形の領域(下部領域面積Aop2)と、底辺が1心拍時間To、高さが最高血圧Po1と最低血圧Po2の差となって表される三角形の領域(上部領域面積Aop1)との和から求められる。
【0022】
一方、前記圧脈波の測定時期と同時期、すなわち、基準時に測定された光電センサ7の出力、すなわち、光電容積脈波(以下、光電脈波という)の入力に対しては脈波再生回路24によって体動処理がなされるとともに(d、eの工程)、脈波面積(基準脈波面積)Voが求められる(fの工程)。具体的には、図6に示すような1心拍時間To内の血流量変化の積分値として基準脈波面積Voが求められる。次に基準脈波面積Voと基準血圧面積Aoとの面積比(Ao/Vo)を算出する。こうして得られた面積比(Ao/Vo)がキャリブレーション値となり、この値に基づいて、各センサ7、8に対しては自動的に光量の調整がなされるとともに、その出力に対しても自動ゲイン調整がなされる(gの工程)。これによって、各センサ7、8の出力が自動的にレベル調整される。
【0023】
上記のような、ゲイン調整を行ったもとで、血圧値の測定がなされる。この場合においても、光電脈波以外の体動等のノイズ成分を除去するための処理が施される。すなわち、前述したように、光電センサ7の出力、すなわち光電脈波に対してローパス・ハイパスの両フィルタ15、16によって所定周波数域の周波成分が除去され、同時に体動センサ8の出力に対してもアクティブフィルタ19によって所定周波数以外の成分が除去される。その上で脈波再生回路24によって光電脈波の波形から体動波形が減じられる(hの工程)ことで、光電脈波から被験者の微少な体動による測定誤差分を除去する。
【0024】
そして、上記のようにしてフィルタ処理等がなされた光電脈波から得られる1心拍毎の補正脈波面積Vtに前記した面積比(Ao/Vo)が乗ぜられて血圧面積Atが算出される(iの工程)。
続いて、データ処理装置20により光電脈波の判定、すなわち、光電脈波の周期が許容範囲内であるか否かを判定している(jの工程)。許容範囲とは光電容積脈波の周期が通常取りうる範囲(例えば、0.75〜1.5sec)であって、光電脈波の測定中、被験者に大きな体動があった場合等では光電脈波の波形が乱れその周期が許容範囲外になる。そして、光電脈波の周期が許容範囲内にあるときには第一血圧算出工程(kの工程)に進み、許容範囲外にあるときには光電脈波の置換処理を行う工程(n工程)に進む。
【0025】
まず、第1血圧値算出工程に進んだ場合について説明し、その後置換処理を行う工程に進んだ場合を説明する。
第1血圧算出工程では、前記血圧面積Atに基づき、血圧算出アルゴリズムから血圧値が連続的に求められる。具体的には、まず、bの工程で最高血圧Po1、最低血圧Po2、心拍時間Toが算出され、これらからcの工程では基準血圧面積Ao、上部領域面積Aop1、下部領域面積Aop2が以下の(1)〜(3)式に従って算出されている。
Aop1=(Po1−Po2)/2×To・・・・・・・・(1)
Aop2=Po2×To・・・・・・・・・・・・・・・・(2)
Ao=Aop1+Aop2・・・・・・・・・・・・・・・(3)
ここで、Aop1:Aop2=K・・・・・・・・・・・・(4)
とする。
【0026】
次にiの工程で算出された血圧面積Atにおける血圧値の最大値をPt1、最小値をPt2、心拍時間をTtとすると、血圧面積At、上部領域面積Atp1、下部領域面積Atp2は以下の(5)〜(7)式によって表すことが出来る。
Atp1=(Pt1−Pt2)/2×Tt・・・・・・・・(5)
Atp2=Pt2×Tt・・・・・・・・・・・・・・・・(6)
At=Atp1+Atp2・・・・・・・・・・・・・・・(7)
ここで、血圧面積Atの上部領域面積Atp1と下部領域面積Atp2との比率が、基準血圧面積Aoの上部領域面積Aop1と下部領域面積Aop2との比率Kと等しいと仮定すると次の(8)式が得られる。
Atp1:Atp2=K・・・・・・・・・・・・・・・・(8)
(7)式、(8)式より、
Atp1=K/(1+K)×At・・・・・・・・・・・・(9)
Atp2=1/(1+K)×At・・・・・・・・・・・・(10)
が得られ、更に、(10)式を(6)式に代入すると、
Pt2=At/((1+K)×Tt)・・・・・・・・・・(11)
が得られ、更に、(5)式、(9)式、(11)式より、
Pt1=(2K+1)×At/((1+K)×Tt)・・・(12)
が算出され、これにて1心拍当たりの血圧値の最大値Pt1、最小値Pt2が得られる。
【0027】
その後、データ処理装置20は算出された血圧値を血圧基準値と照合しチェックする(lの工程)。この血圧基準値は正常な測定で得られる血圧値の幅(例えば、50〜140mmHg)であって、算出された血圧値がこの血圧基準値内にあるときには「測定が正しく行われた」と判断し血圧値の推移をモニタ30に表示し(mの工程)、血圧基準値外の時には「測定に誤りがあった」と判断して最高血圧・最低血圧を算出する工程に戻って再び血圧値を算出するようになっている。
【0028】
一方、光電脈波の置換処理工程に進んだ場合の処理に先だって、メモリ23が過去に採取された光電脈波の波形データを蓄積するとともに、この蓄積されたデータから波高値、周期等の平均値を算出し光電脈波の標準波形モデルを算出している。そして、置換処理工程では、図7に示すように、測定された光電脈波の異常波形部分、すなわち、許容範囲外にある波形データ部分の始まりから最終時点までの波形データを前記標準波形データに置き換える(図7(b)のハッチング部)とともに、許容範囲外にある波形データ部分の血圧面積Atを過去の光電脈波の血圧面積の平均値Azに置き換える置換処理を行う。その後、第2血圧値算出工程で血圧値の算出がなされる(o工程)。すなわち、許容範囲内にある波形データ部分については第1血圧工程と同様に血圧面積Atに基づき血圧値が算出され、許容範囲外にある波形データ部分については置換された血圧面積の平均値Azに基づき血圧値が算出されるようになっている。その後、前記したl工程に進み血圧値のチェックがなされる。
尚、この血圧の測定に伴って、データ処理装置20は光電脈波より脈拍Eを経時的に検出している。
【0029】
本実施形態の血圧測定装置1は上記した血圧値の算出の他に動脈血酸素飽和度(血中酸素飽和量)SaO2を算出するようになっており、以下その算出手順について図8のフローチャートを参照して説明する。
まず、前述したように、カフ圧センサ4及び光電センサ7、体動センサ8により圧脈波、光電脈波を検出し、これらに基づきデータ処理装置20が血圧値を算出する。その後、血圧値から血管内の圧力変動ΔPが公知のアルゴリズムから算出されるとともに、(13)式に従って血流速度の平均値Dが算出される。
D=1/2×(1/(4×h))×(ΔP/ΔL)×R2・・・・(13)
h・・・粘性(本実施形態では、h=0.04とする)
ΔL・・心臓から測定部までの管長(本実施形態では、L=20cmとする)
R・・・血管径(本実施形態では、R=0.15cmとする)
【0030】
続いて、(14)〜(16)式に従って、データ処理装置20が血流量Q、心拍出量Co、心係数Cxを算出する。
Q=π×R2×D・・・・・・・・・・・・・(14)
Co=E×Q・・・・・・・・・・・・・・・・・・(15)
Cx=Co/S・・・・・・・・・・・・・・・・・(16)
E・・・脈拍
S・・・・体表面積(本実施形態では、S=3.4L/min/m2とする)
【0031】
更に、データ処理装置20は光電脈波に基づいて公知のアルゴリズムから動脈血酸素含量CaO2及び混合静脈血酸素飽和含量CvO2を算出するとともに、(17)式に従って、動脈血酸素飽和度SaO2を算出する。
SaO2=(CaO2−CvO2)×Cx・・・・・(17)
そして、動脈血酸素飽和度SaO2の推移がモニタ30に表示される。
【0032】
次に本実施形態の作用、効果を具体的に説明する。
被験者の血圧値を連続して測定する手順について説明する。
まず、被験者に対し血圧測定装置1をセットする。具体的には、カフ2を被験者の手首部分に装着し、データ処理装置20の電源を投入する。続いてポンプ6を駆動させてカフ2のゴム袋へエアーを供給する。圧脈波が検出されなくなるまでカフ2へのエア−供給が継続される。圧脈波が出現しなくなった時点で、カフ2へのエアーの供給を停止し、開閉弁3を開いて減圧を開始する。これによって、CPU21内では前記したオシロメトリックス法にしたがって、最高・最低の両血圧Po1、Po2及び脈拍の測定がなされる(a、bの工程)。
【0033】
一方で、光電センサ7、体動センサ8からそれぞれ波長の異なる光がそれぞれ皮膚に向けて照射される。光電センサ7からは近赤外光が照射され皮膚深部に至り、撓骨動脈で反射された反射光が受光器であるフォトトランジスタにて受光される。体動センサ8からは青外光が皮膚表面に照射され、その反射光が受光器であるフォトトランジスタにて受光される(dの工程)。そして、これらはそれぞれ上記したフィルタ処理がなされる。その後、データ処理装置20では光電センサ7の出力に基づいて基準脈波面積Voが求められる(e、fの工程)。次に基準脈波面積Voと基準血圧面積Aoとから面積比(Ao/Vo)が算出され、この面積比(Ao/Vo)に基づいて自動ゲイン調整及び自動光量調整といったキャリブレーション処理がなされ、その結果、光電センサ7の出力レベルが調整される(gの工程)。
【0034】
かくして、血圧測定装置1のキャリブレーション処理に続いて、実際の測定段階となる。光電センサ7の出力データはローパス・ハイパスの両フィルタ15、16を通じてこれらによるノイズ除去処理、更には、体動センサ8が被験者の微少な体動の変化を検出しこれらの体動成分を減じる修正処理を経ることで、純粋な脈波成分のみが連続して取り出される(hの工程)。このように、光電脈波の波形から誤差分を排斥することができるため、正確な光電脈波が得られる。
続いて、体動処理がなされた光電脈波に基づいてデータ処理装置20が1心拍毎の補正脈波面積Vtを算出し、更に補正脈波面積Vtに前記した面積比(Ao/Vo)が乗ぜられ血圧面積Atが算出される(iの工程)。
【0035】
更に、本実施形態では、上記体動センサ8では検出することが出来ない大きな体動による誤差等を排斥するために、光電脈波の判定(jの工程)が行われる。すなわち、データ処理装置20は光電脈波の周期が許容範囲内であるか、否かの判定を行い、光電脈波の周期が許容範囲内にあるときには第1血圧工程に進み血圧算出アルゴリズムに従って血圧値を算出し(kの工程)、許容範囲外にあるときには異常波形部分を標準波形データに置き換えるとともに(nの工程)、異常波形部分の血圧面積Atを血圧面積の平均値Azに置き換え、第2血圧工程にて血圧算出アルゴリズムに従って血圧値を算出する(oの工程)。その後、血圧値のチェックを経て、血圧値の推移がモニタ30に表示される(l、mの工程)。
【0036】
このように本実施形態によれば、被験者に対し予めカフ圧センサ4によって圧脈波を算出しておけば連続して計測される光電容積脈波を絶対値化することができ、カフ2による再加圧を行うことなく連続して血圧を測定することが出来る。また、光電脈波から脈波再生回路によって微少な体動に誤差分を除去するとともに、光電脈波の判定及び置換処理によって体動センサ8では検出できない大きな体動による誤差分等を排斥することが出来る。従って、血圧値の採取後に血圧値のデータ解析(例えば、血圧値の平均値を算出する場合等)を行う場合に、信頼性の高い血圧診断を行うことが出来る。
【0037】
尚、本実施形態では手首を測定部位として光電脈波、圧脈波を測定しているが、被験者の腕の角度によって心臓からの高さが異なるため測定誤差が生じる虞がある。このような場合の対策として被験者の腕の角度を検出可能な角度センサーを取付けるとともに、このセンサーからの出力に基づいてデータ処理装置20が角度補償を行うことが出来る。更に、光電センサ7から被験者の腕に照射される赤外光の入射角を意図的に変えてやれば光電脈波の入射角に対する血管の断面積が変化する。そのためこの入射角の変化に伴う光電脈波の変化より血管断面積、ひいては血管径Rを測定することが出来る。
【0038】
<他の実施形態>
本発明は上記記述及び図面によって説明した実施形態に限定されるものではなく、例えば次のような実施形態も本発明の技術的範囲に含まれ、さらに、下記以外にも要旨を逸脱しない範囲内で種々変更して実施することができる。
【0039】
(1)本実施形態では光電脈波の波形データのうち許容範囲外にある波形データ部分を過去の光電脈波の平均波形である標準波形に置き換えたが、被験者自身のデータが保存されている場合には被験者自身のデータに置き換えることが好ましい。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の一実施形態に係る血圧測定装置の概要図
【図2】血圧測定装置のブロック図
【図3】血圧値の算出手順を示すフローチャート
【図4】カフ圧と圧脈波とを示す波形図
【図5】血圧面積図
【図6】脈波面積図
【図7】(a)光電脈波の置換処理前の推移を示すグラフ
(b)光電脈波の置換処理後の推移を示すグラフ
【図8】動脈血酸素飽和度の算出手順を示すフローチャート
【符号の説明】
1…血圧測定装置
2…カフ
4…カフ圧センサ
7…光電センサ
8…体動センサ
20…データ処理装置(演算手段)
30…モニタ(表示手段)
Claims (5)
- 被験者の血管を圧迫するためのカフと、
このカフによって圧迫された部分から圧脈波を検出するカフ圧センサと、
前記被験者の血管へ所定波長の光を照射しこの照射光による透過光あるいは反射光の光量を光電容積脈波として連続して検出する光電センサと、
前記圧脈波と前記光電容積脈波とに基づいて血圧算出アルゴリズムから血圧値を連続して算出する演算手段と、
この血圧値の推移を表示する表示手段とからなる血圧測定装置であって、
前記演算手段は前記光電容積脈波の波形データが通常取りうる許容範囲内であるか、否かの判定を前記光電容積脈波の周期に基づいて行い、前記波形データの一部が許容範囲外にあるときには、前記光電容積脈波の波形データのうち許容範囲外にある波形データ部分を過去に採取した許容範囲内にある波形データに置き換える置換処理を行うよう構成してあることを特徴とする血圧測定装置。 - 前記演算手段は前記波形データとして前記光電容積脈波の周期を検出するとともに、前記許容範囲として光電容積脈波における周期が通常取りうる範囲を予め定めておき、この許容範囲と前記光電容積脈波の周期とに基づいて前記判定が行われるよう構成されているところを特徴とする請求項1記載の血圧測定装置。
- 前記演算手段は過去に採取された波形データを蓄積するとともに、そこから前記許容範囲内にある波形データとして標準波形モデルを算出することを特徴とする請求項1又は請求項2に記載の血圧測定装置。
- 前記光電センサより短い波長の光を照射して前記被験者の皮膚表面での反射光量の変化を連続して検出する体動センサを備えるとともに、
前記演算手段は前記光電容積脈波の出力波形から前記体動センサの出力波形を減じる修正処理を行うよう構成してあることを特徴とする請求項1ないし請求項3のいずれか1項に記載の血圧測定装置。 - 前記演算手段は前記光電容積脈波及び前記圧脈波に基づいて血流量、心拍出量、動脈血酸素飽和度を連続して算出するよう構成されていることを特徴とする請求項1ないし請求項4のいずれか1項に記載の血圧測定装置。
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