JP5049097B2 - Pulse wave detection compression band, and automatic blood pressure measurement device, blood vessel flexibility measurement device, and pulse wave propagation velocity measurement device including the same. - Google Patents
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Description
本発明は、腕、足首のような生体の肢体である被圧迫部位内の動脈から発生する脈波を検出するためにその被圧迫部位に巻回される圧迫帯、その圧迫帯を備えた自動血圧測定装置、血管柔軟度測定装置、脈波伝播速度測定装置に関するものである。 The present invention relates to a compression band wound around a compression site to detect a pulse wave generated from an artery in the compression site that is a limb of a living body such as an arm or an ankle, and an automatic equipped with the compression zone The present invention relates to a blood pressure measuring device, a blood vessel flexibility measuring device, and a pulse wave velocity measuring device.
生体の血圧値、脈波伝播速度、動脈柔軟度( コンプライアンス) 等の生体の循環器情報は、生体の動脈から発生する脈波を基礎として測定される。この生体の動脈から発生する脈波は、生体の被圧迫部位に巻回された圧迫帯内の圧力振動として簡便に検出される。しかし、この圧迫帯( カフ)に備えられた膨張袋は、被圧迫部位の径に対して十分に大きい圧迫幅寸法を必要として比較的大きな容量のものであることから、動脈の容量変化に応答して発生する圧力振動である脈波は微弱な信号となる傾向にあるとともに、圧迫帯の幅方向の端部の圧迫圧力は被圧迫部位に対して減衰しておりその被圧迫部位に対する圧迫の有効幅はたとえば80%以下となって不均一となっている状態で得られた脈波であるため、測定誤差の要因となっていた。 Biological circulatory information such as the blood pressure value, pulse wave velocity, and arterial flexibility (compliance) of the living body is measured based on the pulse wave generated from the living artery. The pulse wave generated from the artery of the living body is easily detected as pressure vibration in the compression band wound around the pressed portion of the living body. However, the inflatable bag provided in this compression band (cuff) requires a sufficiently large compression width for the diameter of the area to be compressed and has a relatively large capacity, so it responds to changes in arterial volume. The pulse wave, which is the pressure vibration generated in this way, tends to be a weak signal, and the compression pressure at the end in the width direction of the compression band is attenuated with respect to the compression site. For example, the effective width is a pulse wave obtained in a non-uniform state of 80% or less, which causes measurement errors.
これに対して、特許文献1に示されるように、動脈の容量変化を明確に検出するために主膨張袋に対して少容量の検出用膨張袋を上記主膨張袋の内側に設けるとともに、検出用膨張袋と主膨張袋との間に遮蔽板を設けた2層構造の圧迫帯が提案されている。これによれば、主膨張袋による加圧が、被圧迫部位へ直接に且つ検出用膨張袋を通して間接的に行われるとともに、脈波を検出するときはそれら主膨張袋と検出用膨張袋との間のエヤー径を遮断或いは抵抗を与えることにより圧力変動に関しては独立状態とし、動脈の容積変動により上記検出用膨張袋に発生した圧力振動である脈波が検出される。このとき、検出用膨張袋は遮蔽板により主膨張袋との間が遮蔽されており且つ比較的小容積であるため、検出用膨張袋内の圧力振動である脈波をある程度正確に得ることができるようになる。
しかし、上記特許文献1に示される従来の2層構造の圧迫帯によれば、生体の皮膚側に検出用膨張袋が位置していることにより主膨張袋の圧力が適正に動脈に加えられないので、正確な脈波が得られ難いという不都合があった。
However, according to the conventional two-layer compression band shown in
本発明の目的とするところは、生体の被圧迫部位内の動脈に対して圧迫圧力を適正に加えることができ、正確な脈波が得られる脈波検出用圧迫帯、それを備えた自動血圧測定装置、血管柔軟度測定装置、脈波伝播速度測定装置を提供することである。 An object of the present invention is to provide a pulse wave detection compression band capable of appropriately applying a compression pressure to an artery in a compressed portion of a living body and obtaining an accurate pulse wave, and an automatic blood pressure equipped with the pressure wave detection band. To provide a measuring device, a blood vessel flexibility measuring device, and a pulse wave velocity measuring device.
かかる目的を達成するために、請求項1に係る発明は、(a) 生体の動脈から発生する脈波を検出するために該生体の被圧迫部位に巻き付けられる脈波検出用圧迫帯であって、(b) 前記被圧迫部位の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、(c) 前記被圧迫部位の長手方向において連なるように前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する検出用膨張袋とを、含み、(d) 前記上流側膨張袋、検出用膨張袋、および下流側膨張袋で前記生体の被圧迫部位を同じ圧力で圧迫した状態で、前記検出用膨張袋内の圧力変動を前記脈波として検出するようにし、(e) 前記被圧迫部位の長手方向における前記検出用膨張袋の両端部には互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝が形成され、(f) 前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の前記検出用膨張袋に隣接する側の隣接側端部は、該一対の折込溝内に差し入れられていることを特徴とする。
In order to achieve this object, the invention according to
また、請求項2に係る発明の脈波検出用圧迫帯は請求項1に係る発明において、前記検出用膨張袋の一対の折込溝の相対向する溝側面の少なくとも一方と該折込溝内に挿し入れられた前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の隣接側端部との間に、前記脈波検出用圧迫帯の長手方向の曲げ剛性よりも該脈波検出用圧迫帯の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状遮蔽部材が介在させられていることを特徴とする。
A pulse wave detection compression band according to a second aspect of the present invention is the invention according to the first aspect, wherein at least one of the opposed groove side surfaces of the pair of folding grooves of the detection inflating bag is inserted into the folding groove. Bending in the width direction of the pressure detection band for pulse wave detection rather than the bending rigidity in the longitudinal direction of the compression band for pulse wave detection between the upstream expansion bag and the adjacent side end of the downstream expansion bag A long shielding member having high rigidity and anisotropic rigidity is interposed.
また、請求項3に係る発明の脈波検出用圧迫帯は、請求項2に係る発明において、前記長手状遮蔽部材は、前記被圧迫部位の長手方向に平行な複数本の可撓性中空管が互いに平行な状態で該被圧迫部位の周方向に連ねて配列されることにより構成されたものであることを特徴とする
According to a third aspect of the present invention, there is provided the compression band for pulse wave detection according to the second aspect of the present invention, wherein the longitudinal shielding member is a plurality of flexible hollows parallel to the longitudinal direction of the pressed portion. The tube is configured by being arranged in a row in the circumferential direction of the pressed portion in a state of being parallel to each other.
また、請求項4に係る発明の自動血圧測定装置は、(a) 請求項1乃至3のいずれか1の脈波検出用圧迫帯を備えるものであって、(b) 前記検出用膨張袋内の圧力を検出する圧力センサと、(c) 前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と検出用膨張袋とを相互に連通させた状態で昇圧することにより前記被圧迫部位内の動脈を圧迫し、該圧迫圧を連続的に変化させる圧力制御手段と、(d) 前記圧力制御手段により圧迫圧が変化させられる過程で前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波を抽出し、該脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定するオシロメトリック式血圧測定手段とを、含むことを特徴とする。
An automatic blood pressure measurement device according to a fourth aspect of the present invention comprises: (a) the pulse wave detection compression band according to any one of the first to third aspects, and (b) in the inflatable bag for detection. A pressure sensor for detecting the pressure of the pair of upstream inflatable bags and the downstream inflatable bag and the inflatable bag for detection to pressurize the artery in the compressed site by increasing the pressure in a mutually connected state. Pressure control means for compressing and continuously changing the compression pressure, and (d) a pulse wave which is a pressure vibration component of the compression pressure detected by the pressure sensor in the process of changing the compression pressure by the pressure control means And oscillometric blood pressure measuring means for determining the blood pressure value of the living body based on the change of the pulse wave.
また、請求項5に係る発明の血管柔軟度測定装置は、(a) 請求項4の自動血圧測定装置を備えるものであって、(b) 前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波の振幅値と前記自動血圧測定装置により測定された血圧値とに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスを算出する動脈コンプライアンス算出手段を含むことを特徴とする。
According to a fifth aspect of the present invention, there is provided the blood vessel flexibility measuring device according to the fifth aspect , comprising: (a) the automatic blood pressure measuring device according to the fourth aspect , and (b) a pressure vibration component of the compression pressure detected by the pressure sensor. And an arterial compliance calculating means for calculating arterial compliance indicating the flexibility of the artery based on the amplitude value of the pulse wave and the blood pressure value measured by the automatic blood pressure measuring device.
また、請求項6に係る発明の血管柔軟度測定装置は、前記動脈コンプライアンス算出手段が、前記検出用膨張袋の容積変化に対する圧力変化の関係から前記脈波の振幅値を圧力単位から容積単位へ換算するためのカフコンプライアンスを算出するカフコンプライアンス算出手段を含み、該容積単位へ換算された脈波の振幅値と前記自動血圧測定装置により検出された最高血圧値と最低血圧値との圧力差とに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスを算出するものであることを特徴とする。
Further, in the blood vessel flexibility measuring device according to the invention of claim 6 , the arterial compliance calculating means changes the amplitude value of the pulse wave from the pressure unit to the volume unit from the relationship of the pressure change with respect to the volume change of the detection inflation bag. A cuff compliance calculating means for calculating a cuff compliance for conversion, and the pressure difference between the amplitude value of the pulse wave converted into the volume unit and the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value detected by the automatic blood pressure measuring device; Based on the above, an arterial compliance indicating the flexibility of the artery is calculated.
また、請求項7に係る発明の血管柔軟度測定装置は、(a) 前記動脈の脈動に対応する大きさの予め設定された一定容積の気体を前記検出用膨張袋内に加える定容積脈波発生装置を備え、(b) 前記動脈コンプライアンス算出手段は、該定容積脈波発生装置により前記検出用膨張袋内に加えられる一定容積の気体の容積値と、該一定容積の気体が前記検出用膨張袋内に加えられたときに前記圧力センサにより検出された該検出用膨張袋内の圧力上昇値との関係を予め求めるものであることを特徴とする。
According to a seventh aspect of the present invention, there is provided the blood vessel flexibility measuring device according to the present invention, wherein: (a) a constant volume pulse wave that applies a predetermined volume of gas having a size corresponding to the pulsation of the artery into the detection inflation bag; And (b) the arterial compliance calculating means includes a volume value of a constant volume of gas added to the detection inflation bag by the constant volume pulse wave generator, and the fixed volume of gas is used for the detection. It is characterized in that a relationship with a pressure increase value in the detection expansion bag detected by the pressure sensor when applied to the expansion bag is obtained in advance.
また、請求項8に係る発明の脈波伝播速度測定装置は、(a) 請求項1乃至3のいずれか1の脈波検出用圧迫帯を備えるものであって、(b) 前記上流側膨張袋内の圧力を検出する第1圧力センサと、(c) 前記下流側膨張袋内の圧力を検出する第3圧力センサと、(d) 前記上流側膨張袋および下流側膨張袋内に前記生体の最低血圧値よりも低い圧力で気体を充満させた状態で前記第1圧力センサにより検出された脈波から前記第3圧力センサにより検出された脈波までの脈波伝播時間と、該上流側膨張袋と下流側膨張袋との間の中心間距離とに基づいて、前記動脈内の脈波伝播速度を算出する脈波伝播速度測定手段とを、含むことを特徴とする。
According to an eighth aspect of the present invention, there is provided a pulse wave velocity measuring device according to the invention, comprising: (a) the pulse wave detection compression band according to any one of the first to third aspects; and (b) the upstream expansion. A first pressure sensor for detecting the pressure in the bag; (c) a third pressure sensor for detecting the pressure in the downstream expansion bag; and (d) the living body in the upstream expansion bag and the downstream expansion bag . Pulse wave propagation time from the pulse wave detected by the first pressure sensor to the pulse wave detected by the third pressure sensor in a state where the gas is filled at a pressure lower than the lowest blood pressure value, and the upstream side And a pulse wave velocity measuring means for calculating the pulse wave velocity in the artery based on the center-to-center distance between the inflation bag and the downstream inflation bag .
請求項1に係る発明の脈波検出用圧迫帯は、前記被圧迫部位の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、前記被圧迫部位の長手方向において連なるように前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する検出用膨張袋とを、含み、前記上流側膨張袋、検出用膨張袋、および下流側膨張袋で前記生体の被圧迫部位を同じ圧力で圧迫した状態で、前記検出用膨張袋内の圧力変動を前記脈波として検出するようにしたものである。このため、被圧迫部位の長手方向において連なる上流側膨張袋、検出用膨張袋、下流側膨張袋から生体の被圧迫部位内の動脈に対して圧迫圧力を均等な圧力分布で加えつつ、正確な脈波が得られる。さらに、前記被圧迫部位の長手方向における前記検出用膨張袋の両端部には互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝が形成され、前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の前記検出用膨張袋に隣接する側の隣接側端部は、該一対の折込溝内に差し入れられていることから、検出用膨張袋の両端部と上流側膨張袋および下流側膨張袋の隣接側端部とは被圧迫部位の径方向に重ねられた状態となるので、それら検出用膨張袋と上流側膨張袋および下流側膨張袋との境界付近においても被圧迫部位に対して均一な圧迫圧力分布が得られる。
The pulse wave detection compression band of the invention according to
また、請求項2に係る発明の脈波検出用圧迫帯によれば、前記検出用膨張袋の一対の折込溝の相対向する溝側面の少なくとも一方と該折込溝内に挿し入れられた前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の隣接側端部との間に、前記脈波検出用圧迫帯の長手方向の曲げ剛性よりも該圧迫帯の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状遮蔽部材が介在させられていることから、特に、上流側膨張袋および下流側膨張袋から検出用膨張袋への低周波数の圧力振動ノイズの遮蔽作用が好適に得られ、比較的低周波数の圧力振動ノイズの影響を受け難い正確な脈波が得られる。
According to the pulse wave detection compression band of the invention according to
また、請求項3に係る発明の脈波検出用圧迫帯によれば、前記長手状遮蔽部材は、前記被圧迫部位の長手方向に平行な複数本の可撓性中空管が互いに平行な状態で該被圧迫部位の周方向に連ねて配列されることにより構成されたものであることから、上流側膨張袋および下流側膨張袋から検出用膨張袋への低周波数の圧力振動ノイズの遮蔽作用が一層好適に得られ、比較的低周波数の圧力振動ノイズの影響を受け難い一層正確な脈波が得られる。
According to the pulse wave detection compression band of the invention of
また、請求項4に係る発明の自動血圧測定装置によれば、前記検出用膨張袋と、その検出用膨張袋内の圧力を検出する圧力センサと、前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と検出用膨張袋とを相互に連通させた状態で昇圧することにより前記被圧迫部位内の動脈を圧迫し、該圧迫圧を連続的に変化させる圧力制御手段と、前記圧力制御手段により圧迫圧が変化させられる過程で前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波を抽出し、それら脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定するオシロメトリック式の血圧測定手段とを、含むので、前記検出用膨張袋から得られる正確な脈波に基づいて精度の高い血圧値が得られる。
According to the automatic blood pressure measurement device of the invention of
また、請求項5に係る発明の血管柔軟度測定装置によれば、前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波の振幅値と前記自動血圧測定装置により測定された血圧値とに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスを算出する動脈コンプライアンス測定出手段を含むことから、前記検出用膨張袋から得られる正確な脈波とその脈波の変化から算出される精度の高い血圧値とに基づいて、精度の高い動脈の柔軟度が得られる。
According to the vascular flexibility measuring device of the invention according to claim 5 , the amplitude value of the pulse wave that is the pressure vibration component of the compression pressure detected by the pressure sensor and the blood pressure value measured by the automatic blood pressure measuring device. And an arterial compliance measuring means for calculating arterial compliance indicating the degree of arterial flexibility based on the accuracy of the pulse wave obtained from the detection inflation bag and the accuracy of the calculated pulse wave. Based on the high blood pressure value, a high degree of arterial flexibility can be obtained.
また、請求項6に係る発明の血管柔軟度測定装置によれば、前記動脈コンプライアンス算出手段は、前記検出用膨張袋の容積変化に対する圧力変化の関係から前記脈波の振幅値を圧力単位から容積単位へ換算するためのカフコンプライアンスを算出するカフコンプライアンス算出手段を含み、その容積単位へ換算された脈波の振幅値と前記自動血圧測定装置により検出された最高血圧値と最低血圧値との圧力差とに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスを算出するものであることから、一層正確な動脈の柔軟度が得られる。
According to the blood vessel flexibility measuring device of the invention according to claim 6 , the arterial compliance calculating means calculates the amplitude value of the pulse wave from the pressure unit to the volume from the relationship of the pressure change with respect to the volume change of the detection inflation bag. A cuff compliance calculating means for calculating a cuff compliance for conversion into a unit, and the pressure between the amplitude value of the pulse wave converted into the volume unit and the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value detected by the automatic blood pressure measurement device Since the arterial compliance indicating the arterial flexibility is calculated based on the difference, more accurate arterial flexibility can be obtained.
また、請求項7に係る発明の血管柔軟度測定装置によれば、前記動脈の脈動に対応する大きさの予め設定された一定容積の気体を前記検出用膨張袋内に加える定容積脈波発生装置を備え、前記カフコンプライアンス算出手段は、その定容積脈波発生装置により前記検出用膨張袋内に加えられる一定容積の気体の容積値と、その一定容積の気体が前記検出用膨張袋内に加えられたときに前記圧力センサにより検出された検出用膨張袋内の圧力上昇値との関係を予め求めるものであることから、その関係により検出用膨張袋のカフコンプライアンスが、たとえば予め設定された一定周期、脈拍、或いは圧迫圧変化値に応答して上記定容積脈波発生装置から一定容積の気体が検出用膨張袋内に加えられる毎に逐次得られる。
According to the vascular flexibility measuring device of the invention according to claim 7 , constant volume pulse wave generation for adding a predetermined volume of gas having a size corresponding to the pulsation of the artery into the inflatable bag for detection. The cuff compliance calculating means includes a volume value of a constant volume of gas added to the detection inflation bag by the constant volume pulse wave generator, and the constant volume of gas is contained in the detection inflation bag. Since the relationship with the pressure increase value in the detection inflatable bag detected by the pressure sensor when it is added is obtained in advance, the cuff compliance of the inflatable bag for detection is set in advance by that relationship, for example Each time a constant volume of gas is added from the constant volume pulse wave generator into the detection inflating bag in response to a constant period, pulse, or pressure change value, it is obtained sequentially.
また、請求項8に係る発明の脈波伝播速度測定装置によれば、前記脈波検出用圧迫帯と、前記上流側膨張袋内の圧力を検出する第1圧力センサと、前記下流側膨張袋内の圧力を検出する第3圧力センサと、前記上流側膨張袋および下流側膨張袋内に前記生体の最低血圧値よりも低い圧力で気体を充満させた状態で前記第1圧力センサにより検出された脈波から前記第3圧力センサにより検出された脈波までの脈波伝播時間と、該上流側膨張袋と下流側膨張袋との間の中心間距離とに基づいて、前記動脈内の脈波伝播速度を算出する脈波伝播速度測定手段とを、含むことから、生体の被圧迫部位における動脈の局部的脈波伝播速度値が容易に得られる。好適には、検出用膨張袋内が排気された状態で上記第2圧力センサにより検出された脈波から前記第3圧力センサにより検出された脈波までの脈波伝播時間が算出される。このようにすれば、上流側膨張袋および下流側膨張袋の間が十分に遮蔽されるので、検出される脈波が正確となり、精度の高い伝播速度が得られる。
According to the pulse wave velocity measuring device of the invention according to
以下、本発明の一実施例について図面を参照しつつ詳細に説明する。 Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
図1は、被圧迫部位である生体の肢体たとえば上腕10に巻き付けられる本発明の脈波検出用圧迫帯の一例である上腕用の圧迫帯12を備えた循環器情報測定装置14を示している。この循環器情報測定装置14は、生体の肢体10内の動脈16から発生する圧脈波APW、その生体の血圧値BP、動脈柔軟度(動脈コンプライアンス) K、脈波伝播速度PWVを測定することができるので、圧脈波検出装置、自動血圧測定装置、血管( 動脈) 柔軟度測定装置、および、脈波伝播速度測定装置として機能している。
FIG. 1 shows a circulatory organ
図2は上記圧迫帯12の外周面を示す一部を切り欠いた図であり、図3はその圧迫帯12の内周面を示す図である。図2および図3に示すように、圧迫帯12は、PVC等の合成樹脂により裏面がラミネートされた合成樹脂繊維製の外周側面不織布20aおよび内周側不織布20bから成る帯状外袋20と、その帯状外袋20内において幅方向に順次収容され、たとえば軟質ポリ塩化ビニルシートなどの可撓性シートから構成された上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26とを備え、外周側面不織布20aの端部に取り付けられた面ファスナ28に内周側不織布20の端部に取り付けられた起毛パイル30が着脱可能に接着されることにより、上腕10に着脱可能に装着されるようになっている。上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26は、それぞれ独立した気室を構成するとともに、管接続用コネクタ32、34、および36を外周面側に備えている。それら管接続用コネクタ32、34、および36は、外周側面不織布20aを通して圧迫帯12の外周面に露出されている。
FIG. 2 is a partially cutaway view showing the outer peripheral surface of the
図4は、上記圧迫帯12内に備えられた上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26を示す平面図であり、図5はそれらを幅方向に切断した断面図であり、図6はそれらを分離して示す斜視図である。上流側膨張袋22、中流側膨張袋24、および下流側膨張袋26は、それぞれ長手状を成し、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26は検出用膨張袋24の両側に隣接した状態で配置されている。検出用膨張袋24は、動脈16から発生する脈波PWを検出するためのものであり、上記上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の間に挟まれた状態で圧迫帯12の幅方向の中央部に配置されている。
FIG. 4 is a plan view showing the
検出用膨張袋24は所謂マチ構造の側縁部を両側に備えている。すなわち、検出用膨張袋24の上腕10の長手方向における両端部には、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝24fおよび24fがそれぞれ形成されている。そして、前記上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の検出用膨張袋24に隣接する側の隣接側端部22aおよび26aがそれら一対の折込溝24fおよび24f内に差し入れられて配置されるようになっている。これにより、検出用膨張袋24の両端部と上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の検出用膨張袋24に隣接する側の隣接側端部22aおよび26aとが相互に重ねられた構造すなわちオーバラップ構造となるので、上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26が等圧で上腕10を圧迫したときにそれらの境界付近においても均等な圧力分布が得られる。この場合、上記上流側膨張袋22および下流側膨張袋26は、専ら上腕10を圧迫するための主膨張袋として機能し、検出用膨張袋24は動脈16から発生する脈波を専ら検出する脈波検出用として機能している。
The detection
上記上流側膨張袋22および下流側膨張袋26も、所謂マチ構造の側縁部を検出用膨張袋24とは反対側の端部22bおよび26bを備えている。すなわち、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の検出用膨張袋24とは反対側の端部22bおよび26bには、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る折込溝22fおよび26fがそれぞれ形成されている。それら折込溝22fおよび26fを構成するシートは、幅方向に飛び出ないように、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26内に配置された貫通穴を備える接続シート38、40を介してその反対側部分すなわち検出用膨張袋24側の部分に接続されている。これにより、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の端部22bおよび26bにおいても上腕10に対する圧迫圧が他の部分と同様に得られるので、圧迫帯12の幅方向の有効圧迫幅がその幅寸法と同等になる。圧迫帯12の幅方向は12cm程度であり、その幅方向に3つの上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26が配置された構造であるから、それぞれが実質的に4cm程度の幅寸法とならざるを得ない。このような狭い幅寸法であっても圧迫機能を十分に発生させるため、検出用膨張袋24の両端部24aおよび24bと上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の隣接側端部22aおよび26aとが相互に重ねられたオーバラップ構造とされるとともに、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の検出用膨張袋24とは反対側の端部22bおよび26bは,所謂マチ構造の側縁部とされている。
The
上記上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の検出用膨張袋24側の端部22aおよび26aと、それが差し入れられている一対の折込溝24fおよび24fの内壁面すなわち相対向する溝側面との間には、圧迫帯12の長手方向の曲げ剛性よりもその圧迫帯12の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状遮蔽部材42がそれぞれ介在させられている。本実施例では、図4、図5に示すように、上流側膨張袋22の端部22aとそれが差し入れられている折込溝24fとの間の隙間のうちの外周側の隙間、および、下流側膨張袋26の端部26aとそれが差し入れられている折込溝24fとの間の隙間のうちの外周側の隙間に、長手状遮蔽部材42がそれぞれ介在させられているが、内周側隙間にも介在させられてもよい。内周側隙間に比較して外周側隙間の方が遮蔽効果が大きいので、少なくとも外周側隙間に設けられればよい。
上記長手状遮蔽部材42は、上腕10の長手方向すなわち圧迫帯12の幅方向に平行な樹脂製の複数本の可撓性中空管44が互いに平行な状態で、上腕10の周方向すなわち圧迫帯12の長手方向に連ねて配列されるとともに、それら可撓性中空管44が型成形或いは接着により直接に或いは粘着テープなどの可撓性シート等の他の部材を介して間接的に相互に連結されることにより構成されている。上記長手状遮蔽部材42は、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の検出用膨張袋24側の端部22aおよび26aの外周側の複数箇所に設けられた複数の掛止シート46に掛け止められている。
The
図7は検出用膨張袋24から上流側膨張袋22および下流側膨張袋26への振動の遮断性能を表す試験結果を示し、図8は、上流側膨張袋22から検出用膨張袋24および下流側膨張袋26への振動の遮断性能を表す試験結果を示している。検出用膨張袋24の検出対象である動脈16から発生する脈波の主周波数成分は6Hz程度であるから、図7および図8の横軸は、0〜25Hz程度のスパンとされている。図7の実験では、円柱状の人工腕に巻回された圧迫帯12において、その上流側膨張袋22および下流側膨張袋26と検出用膨張袋24とにたとえば100mHgの圧力空気をそれぞれ供給した状態で、検出用膨張袋24の内側直下に配置された水バッグに6cc程度の一定容積で2秒程度の幅のパルス入力を行ったときに、それに応答して上流側膨張袋22および下流側膨張袋26に発生する圧力変化の周波数スペクトルを示している。また、図8の実験では、同様の円柱状の人工腕に巻回された圧迫帯12において、その上流側膨張袋22および下流側膨張袋26と検出用膨張袋24とにたとえば100mHgの圧力空気をそれぞれ供給した状態で、上流側膨張袋22の内側直下に配置された水バッグに6cc程度の一定容積で2秒程度の幅のパルス入力を行ったときに、それに応答して検出用膨張袋24および下流側膨張袋26に発生する圧力変化の周波数スペクトルを示している。図7から明らかないように、検出用膨張袋24から上流側膨張袋22および下流側膨張袋26への振動伝達率は−30dB付近以下であり、図8から明らかないように、上流側膨張袋22から検出用膨張袋24および下流側膨張袋26への振動伝達率も−30dB付近以下であるので、それらの間の遮断が好適に成立している。
FIG. 7 shows a test result showing the performance of blocking vibration from the
図1に戻って、循環器情報測定装置14においては、空気ポンプ50、急速排気弁52、および圧力制御手段に対応する排気制御弁54は主配管56を介して接続されている。その主配管56からは、空気ポンプ50と上流側膨張袋22との間を直接開閉するための第1開閉弁E1を直列に備えて上流側膨張袋22に接続された第1分岐管58、容積パルス発生器( EPG:容積脈波発生装置)60を直列に備えて検出用膨張袋24に接続された第2分岐管62、空気ポンプ50と下流側膨張袋26との間を直接開閉するための第3開閉弁E3を直列に備えて下流側膨張袋26に接続された第3分岐管64が分岐させられている。上記第1分岐管58と第2分岐管62との間には、空気ポンプ50と検出用膨張袋24との間を直接開閉するための第2開閉弁E2が接続されている。そして、主配管56またはそれに接続された膨張袋内の圧力を検出するための主圧力センサT0が主配管56に接続され、上流側膨張袋22の圧力を検出するための第1圧力センサT1が上流側膨張袋22に接続され、検出用膨張袋24の圧力を検出するための第2圧力センサT2が検出用膨張袋24に接続され、下流側膨張袋26の圧力を検出するための第3圧力センサT3が下流側膨張袋26に接続されている。
Returning to FIG. 1, in the circulatory
上記主圧力センサT0、第1圧力センサT1、第2圧力センサT2、第3圧力センサT3の出力信号は電子制御装置70に供給される。電子制御装置70は、CPU72、RAM74、ROM76、および図示しないI/Oポートなどを含む所謂マイクロコンピュータであって、CPU72はRAM74の記憶機能を利用しつつ予めROM76に記憶されたプログラムにしたがって入力信号を処理し、電動式の空気ポンプ50、急速排気弁52、および排気制御弁54、第1開閉弁E1、第2開閉弁E2、第3開閉弁E3、容積パルス発生器60を制御することにより生体の動脈16から発生する測定データを採取するとともに、その測定データに基づいてその生体の血圧値BP、動脈柔軟度(動脈コンプライアンス) K、脈波伝播速度PWVを算出し、表示装置72にその演算結果である測定値を表示させる。
Output signals of the main pressure sensor T0, the first pressure sensor T1, the second pressure sensor T2, and the third pressure sensor T3 are supplied to the
図9および図10は、上記電子制御装置70の制御作動の要部を説明するフローチャートおよびタイムチャートである。図示しない電源スイッチが投入されると、図10のt0 に示す初期状態とされる。この状態では、オペレータにより入力された患者データたとえば性別、年齢、姓名、患者ID等が記憶されるとともに、第1開閉弁E1、第2開閉弁E2、第3開閉弁E3、および急速排気弁52は常開弁であるため非作動状態すなわち開( オープン) 状態とされ、排気制御弁54は常閉弁であるため非作動状態すなわち閉状態とされ、容積パルス発生器60および空気ポンプ50は非作動状態とされている。次いで、図示しない起動操作装置が操作されて循環器情報測定装置14の測定動作が開始されると、先ず、図10の時刻t1 乃至t3 に示す図9のステップS1( 以下、ステップを省略する) の第1血圧測定ルーチンが実行される。このS1はオシロメトリック式血圧測定手段すなわち第1血圧測定手段或いは第1血圧測定工程に対応している。
FIGS. 9 and 10 are a flowchart and a time chart for explaining a main part of the control operation of the
すなわち、先ず、図10の時刻t1 において、空気ポンプ50が起動され、その空気ポンプ50から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯12全体による上腕10の圧迫が開始される。主圧力センサT0により検出される圧力すなわち圧迫帯12による圧迫圧Peが生体の最高血圧値よりも十分に高い値に予め設定された昇圧目標圧力Pmax に到達すると、上記空気ポンプ50の作動が停止され、それに応答して、圧迫帯12による圧迫圧が一定の速度で下降するように排気制御弁54が作動させられ、徐速排気が開始される。図10の時刻t2 はこの状態を示す。この徐速排気過程において第2圧力センサT2から出力される圧力信号から、ローパスフィルタ処理が為されることにより圧迫帯12による圧迫圧( 静圧) を示すカフ圧力信号が弁別されるとともに、数Hz乃至数十Hzの波長帯の信号を弁別するバンドパスフィルタ処理されることにより脈波信号が弁別される。次いで、脈波信号の発生毎に実行されるオシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムにしたがって、順次発生する脈波信号の振幅或いはその変化に基づいて最高血圧値BPSYS ( mmHg)、平均血圧値BPMEANおよび最低血圧値BPDIA ( mmHg)として決定し、その最低血圧値BPDIA が決定されると同時に急速排気弁52が開放され、それに応答して排気制御弁54がその最大開口となるまで開かれて、図9のS1の第1血圧測定ルーチンが終了させられる。図10の時刻t3 はこの状態を示す。
That is, first, at time t1 in FIG. 10, the
上記オシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムは、たとえば脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線( エンベロープ) が急激に上昇したときすなわちエンベロープの微分波形の極大ピーク点に対応する圧力信号が示す圧力を最高血圧値BPSYS 値( mmHg)として決定し、その脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線( エンベロープ) の最大値に対応する圧力信号が示す圧力を平均血圧値BPMEANとして決定し、その脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線( エンベロープ) が急激に減少したときすなわちエンベロープの微分波形の極小ピーク点に対応する圧力信号が示す圧力を最低血圧値BPDIA として決定する。図11、図12、図13は、圧迫帯12による圧迫圧が115mmHg、102mmHg、60mmHgであるときに、第1圧力センサT1から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号( 破線) 、第2圧力センサT2から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号( 1点鎖線) 、第3圧力センサT3から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号( 2点鎖線) 、主圧力センサT0から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号( 実線) を、対比可能に同位相で正規化してそれぞれ示す図である。それら4種の脈波信号間には、振幅の差が存在し、検出用膨張袋24から得られた脈波信号が動脈16の脈動を最も正確に反映していると考えられる。
For example, the oscillometric blood pressure value determination algorithm uses the pressure indicated by the pressure signal corresponding to the maximum peak point of the differential waveform of the envelope when the envelope connecting the amplitude values of the pulse wave signal (envelope) rises rapidly. The value BP SYS value (mmHg) is determined, the pressure indicated by the pressure signal corresponding to the maximum value of the envelope (envelope) connecting the amplitude values of the pulse wave signal is determined as the average blood pressure value BP MEAN , and the pulse wave signal The pressure indicated by the pressure signal corresponding to the minimum peak point of the differential waveform of the envelope is determined as the diastolic blood pressure value BP DIA . 11, FIG. 12 and FIG. 13 are discriminated by performing a band-pass filter on the pressure signal output from the first pressure sensor T1 when the compression pressure by the
図14は、上記4種の脈波信号の圧力値毎に振幅値によってそれぞれ形成されるエンベロープを、65mmHgにおいて相対値「1」となるように振幅を正規化して対比可能に示す図である。各エンベロープによれば、最高血圧値BPSYS においてはそれほどばらつきが存在しないが、最低血圧値BPDIA において極めて大きなばらつきが発生している。 FIG. 14 is a diagram showing the envelopes formed by the amplitude values for each pressure value of the above four types of pulse wave signals, with the amplitudes normalized so that the relative value is “1” at 65 mmHg, so that they can be compared. According to each envelope, there is not much variation in the systolic blood pressure value BP SYS , but extremely large variation occurs in the diastolic blood pressure value BP DIA .
次いで、図9のS2の脈波伝播速度測定ルーチンが図10の時刻t4 乃至t6に示す区間において実行される。このS2は脈波伝播速度測定手段或いは脈波伝播速度測定工程に対応している。先ず、急速排気弁52および排気制御弁54が閉じられるとともに空気ポンプ50が起動される。次いで、上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26の圧力が予め最低血圧値BPDIA よりも低い値たとえば60mmHgに設定された脈波検出圧Ppwv に到達すると、第1開閉弁E1、第2開閉弁E2、第3開閉弁E3が閉じられ、上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26は互いに独立して脈波検出圧に維持される。図10のt5 時点はこの状態を示す。この状態において、第1圧力センサT1および第3圧力センサT3から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26により検出された脈波を示す脈波信号が弁別され、それらの脈波信号の位相差( 脈波伝播時間) Δt( sec)とたとえば90mm程度の上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の中心間距離L( m)とに基づいて脈波伝播速度bbPWV(m/sec)が式( 1)から算出される。このような脈波伝播速度bbPWVの算出は、脈波の発生毎に時刻t6に到達するまで繰り返し実行され、到達するとそれまでに求めた脈波伝播速度bbPWVの平均値が算出される。
Next, the pulse wave velocity measurement routine of S2 in FIG. 9 is executed in the section shown at time t4 to t6 in FIG. This S2 corresponds to the pulse wave velocity measuring means or the pulse wave velocity measuring step. First, the
bbPWV=L/Δt ・・・( 1) bbPWV = L / Δt (1)
図15は、動脈16の管壁の圧力差( =動脈内圧すなわち平均血圧値BPMEAN−動脈外圧すなわち圧迫帯による圧迫圧Pe)であるトランスミューラルプレッシャTP(mmHg)に対する上記脈波伝播速度bbPWVの変化を、同一生体から同時期に測定した従来のECGのR波から上流側膨張袋22までの脈波伝播速度hbPWVと対比して示している。図15から明らかなように、脈波伝播速度hbPWVはトランスミューラルプレッシャTPに拘わらず略一定値を示している。これに対し上記脈波伝播速度bbPWVは、トランスミューラルプレッシャTPが負の値から10乃至20mmHg付近すなわち圧迫帯12による圧迫圧が最低血圧値BPDIA 付近に至るまでは略一定値を示すが、それよりも更に増加するほど比例的に増加する特徴がある。上記脈波伝播速度bbPWVは、所定の圧力値たとえばTP=50mmHg又はその付近における値或いは増加率を測定することにより、個人毎に比較可能な、動脈16の硬化状態を評価する循環器パラメータとして求められる。
FIG. 15 shows the pulse wave propagation velocity bbPWV with respect to the trans- mural pressure TP (mmHg) which is the pressure difference of the artery wall of the artery 16 (= intra-arterial pressure or average blood pressure value BP MEAN -external artery pressure or compression pressure Pe due to the compression band). The change is shown in comparison with the pulse wave velocity hbPWV from the conventional ECG R wave to the
次に、図9のS3の第2血圧測定/動脈コンプライアンスデータ検出ルーチンが図10の時刻t7 乃至t9 に示す区間において実行される。このS3は第2血圧算出手段および動脈コンプライアンス算出手段、或いは第2血圧算出工程および動脈コンプライアンスデータ検出工程に対応している。このS3では、第1血圧測定ルーチンと同様に、先ず、時刻t7において空気ポンプ50が起動され、その空気ポンプ50から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯12全体による上腕10の圧迫が開始される。主圧力センサP0により検出される圧力すなわち圧迫帯12による圧迫圧Peが第1血圧測定ルーチンによる前回の測定値である生体の最高血圧値BPSYS よりも所定値高い値に予め設定された昇圧目標圧力Pmax に到達すると、上記空気ポンプ50の作動が停止され、それに応答して、圧迫帯12による圧迫圧Peが一定の速度で下降するように排気制御弁54が作動させられ、単位時間当たり或いは単位脈波当たりの一定速度の徐速排気が開始される。図10の時刻t8 はこの状態を示す。この徐速排気過程においては、第2圧力センサT2から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより、検出用膨張袋24により検出された脈波を示す脈波信号が繰り返し弁別される。次いで、第1血圧測定ルーチンと同様にして、脈波信号の発生毎に実行されるオシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムにしたがって、順次発生する脈波信号の振幅或いはその変化に基づいて最高血圧値BPSYS ( mmHg)、平均血圧値BPSYS および最低血圧値BPDIA ( mmHg)として決定し、その最低血圧値BPDIA が決定されると同時に急速排気弁52が開放され、それに応答して排気制御弁54がその最大開口となるまで開かれて、図9のS3の第2血圧測定ルーチンが終了させられる。図10の時刻t9 はこの状態を示す。そして、最高血圧値BPSYS と最低血圧値BPDIA との圧力差である脈圧PP(=最高血圧値BPSYS −最低血圧値BPDIA )が算出される。後述の血管コンプライアンスKの演算には、この第2血圧測定ルーチンから得られた最高血圧値BPSYS および最低血圧値BPDIA に基づく脈圧PP( mmHg)が用いられる。
Next, the second blood pressure measurement / arterial compliance data detection routine of S3 in FIG. 9 is executed in the section shown at time t7 to t9 in FIG. This S3 corresponds to the second blood pressure calculating means and the arterial compliance calculating means, or the second blood pressure calculating step and the arterial compliance data detecting step. In S3, as in the first blood pressure measurement routine, first, the
次に、図9のS4のカフコンプライアンス算出ルーチンが図10の時刻t10乃至t18において実行される。このS4はカフコンプライアンス算出手段、或いはカフコンプライアンス算出工程に対応している。このS4では、先ず、時刻t10において空気ポンプ50が起動され、その空気ポンプ50から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯12全体による上腕10の圧迫が開始される。主圧力センサP0により検出される圧力すなわち圧迫帯12による圧迫圧Peが予め設定された第1圧力P1 に到達すると( 時刻t11)、上記空気ポンプ50の作動が停止され、それに応答して、第1開閉弁E1、第2開閉弁E2および第3開閉弁E3が閉じられて上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26の圧力が上記第1 圧力P1 に時刻t12まで維持される。この時刻t11乃至t12の間の第1圧力維持区間では、脈波の発生に同期してその脈波の裾に相当するタイミングで容積パルス発生器60からたとえば0.2cc程度の一定容積Cの空気が50ms乃至100msの幅でパルス的に検出用膨張袋24内に注入され、第2圧力センサT2から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることによりたとえば図16に示すような上記容積パルス発生器60から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスPp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。この場合、上記圧力維持区間内において10個程度の複数の図16に示す脈波信号が複数採取され、それらの脈波信号が記憶されてもよいし、それらの平均値の脈波信号が記憶されてもよい。そして、時刻t12に到達して上記第1圧力維持区間が終了する。
Next, the cuff compliance calculation routine of S4 in FIG. 9 is executed from time t10 to t18 in FIG. This S4 corresponds to the cuff compliance calculating means or the cuff compliance calculating step. In S4, first, the
上記の容積パルス発生器60から検出用膨張袋24内に注入される容積パルスは、そのときの検出用膨張袋24の圧力変化に拘わらず予め設定された一定容積Cの空気であり、動脈16が心拍に同期して膨張して検出用膨張袋24に繰り返し与える容積増加分に対応する値に予め設定されたものである。また、図16に示す脈波信号は圧力値であり、S1で求められた最高血圧値BPSYS ( mmHg)を脈波信号の上ピーク値に対応させ、最低血圧値BPDIA ( mmHg)を脈波信号の下ピーク値に対応させることにより、図16の縦軸は生体の最高血圧値圧力値に変換されている。
The volume pulse injected from the
上記第1圧力維持区間が終了する時刻t12では、第1開閉弁E1、第2開閉弁E2および第3開閉弁E3が再び開かれると同時に、空気ポンプ50が再度起動され、その空気ポンプ50から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯12全体による上腕10の圧迫が開始される。主圧力センサP0により検出される圧力すなわち圧迫帯12による圧迫圧Peが予め設定された第2圧力P2に到達すると( 時刻t13)、上記空気ポンプ50の作動が停止され、それに応答して、第1開閉弁E1、第2開閉弁E2および第3開閉弁E3が閉じられて上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26の圧力が上記第2 圧力P2に時刻t14まで維持される。この第2圧力維持区間でも、上記第1維持区間と同様に、脈波の発生に同期して容積パルス発生器60からの一定容積Cの空気が50ms乃至100msの幅でパルス的に検出用膨張袋24内に注入され、第2圧力センサT2から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることによりたとえば図16に示すような上記容積パルス発生器60から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスPp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。
At the time t12 when the first pressure maintaining section ends, the first on-off valve E1, the second on-off valve E2, and the third on-off valve E3 are opened again, and at the same time, the
次いで、同様にして、上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26の圧力が、主圧力センサT0により検出される圧力が予め設定された第3圧力P3に昇圧されるとともに、第3圧力維持区間t15乃至t16において第3圧力P3が維持され、その第3圧力維持区間t15乃至t16において、脈波の発生に同期して容積パルス発生器60からの一定容積Cの空気が50ms乃至100msの幅でパルス的に検出用膨張袋24内に注入され、第2圧力センサT2から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることにより得られた図16に示すような容積パルス発生器60から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスPp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。また、同様にして、上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26の圧力が、主圧力センサP0により検出される圧力が予め設定された第4圧力P4に昇圧されるとともに、第4圧力維持区間t17乃至t18において第4圧力P4が維持され、その第4圧力維持区間t17乃至t18において、脈波の発生に同期して容積パルス発生器60からの一定容積Cの空気が50ms乃至100msの幅でパルス的に検出用膨張袋24内に注入され、第2圧力センサT2から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることにより得られた図16に示すような容積パルス発生器60から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスPp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。
Next, similarly, the pressures of the
そして、上記第1圧力P1、第2圧力P2、第3圧力P3、第4圧力P4毎に第2圧力センサT2により検出され且つ記憶された各脈波信号について、動脈16の脈動に由来して発生する検出用膨張袋24内の圧力変化幅すなわち脈波の振幅値ΔP(mmHg)すなわちΔP1 、ΔP2 、ΔP3 、ΔP4 がそれぞれ算出され記憶される。また、上記各脈波信号において容積パルス発生器60から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスPp すなわちPp1、Pp2、Pp3、Pp4がそれぞれ算出されて、検出用膨張袋24のカフコンプライアンスSe (mmHg/cc)すなわちSe1、Se2、Se3、Se4が次式( 2) からそれぞれ算出され、記憶される。次式( 2) において、ΔPc は、検出用膨張袋24による圧迫圧力下すなわち各第1圧力P1、第2圧力P2、第3圧力P3、第4圧力P4下において図16に示すような容積パルス発生器60から加えられた容積パルスに応答して発生する圧力パルスPp が重畳した脈波信号において、その圧力パルスPp の圧力上昇値( mmHg) である。また、Cは容積パルス発生器60から加えられた一定容積のパルスの容積値( cc)である。したがって、カフコンプライアンスSe は、検出用膨張袋24の容積変化に対する圧力変化の割合を示す感度を表している。このようにしてカフコンプライアンスSe が求められると、検出用膨張袋24から第2圧力センサT2により検出された脈波の縦軸すなわち振幅を容積に変換することができる。すなわち、図11の縦軸を容積軸に変換することができる。
The pulse wave signals detected and stored by the second pressure sensor T2 for each of the first pressure P1, the second pressure P2, the third pressure P3, and the fourth pressure P4 are derived from the pulsation of the
Se =ΔPc /C ・・・ (2) Se = ΔPc / C (2)
上記予め設定された第1圧力P1は最低血圧値BPDIA よりも低い圧たとえば50mmHg、第2圧力P2は第1圧力P1よりも高い圧たとえば最低血圧値BPDIA 、第3圧力P3は第2圧力P2よりも高い圧たとえば平均血圧値BPMEAN、第4圧力P4は第3圧力P3よりも高い圧たとえば平均血圧値BPMEANよりも15mmHg高い圧に、それぞれ設定されており、各圧力下においての、カフコンプライアンスSe1、Se2、Se3、Se4が求められる。これらの設定圧は、圧迫帯12による圧迫圧Pe毎に異なる検出用膨張袋24のカフコンプライアンスSe を求めるために任意に設定された値である。
The preset first pressure P1 is a pressure lower than the minimum blood pressure value BP DIA , for example, 50 mmHg, the second pressure P2 is a pressure higher than the first pressure P1, for example, the minimum blood pressure value BP DIA , and the third pressure P3 is the second pressure. The pressure higher than P2, for example, the average blood pressure value BP MEAN , and the fourth pressure P4 are set to a pressure higher than the third pressure P3, for example, a pressure 15 mmHg higher than the average blood pressure value BP MEAN , respectively. Cuff compliance Se1, Se2, Se3, Se4 is required. These set pressures are values arbitrarily set in order to obtain the cuff compliance Se of the detection
次いで図9のS5では、動脈コンプライアンス算出ルーチンが実行される。このS5は、S3およびS4と共に、動脈コンプライアンス算出手段或いは動脈コンプライアンス測定工程を構成している。この図9のS5では、先ず、S3において記憶された生体の最高血圧値BPSYS および最低血圧値BPDIA に基づいて次式( 3)からその生体の脈圧PP( mmHg)が算出される。次いで、動脈16の拍動に由来して発生する検出用膨張袋24内の圧力変化幅すなわち脈波の振幅ΔPとカフコンプライアンスSeとに基づいて次式( 4)から動脈16の一拍当たりの血管容積変化(容積単位に換算された振幅値) ΔV( cc即ちcm3 )が算出され、そして、上記脈圧PPと血管容積変化ΔVとに基づいて( 5)式から血管コンプライアンスKが検出用膨張袋24内の圧迫圧力に応じてそれぞれ算出される。たとえば、第1圧力P1における血管コンプライアンスK1 は、第1圧力P1下で検出用膨張袋24から検出された脈波の振幅ΔP1 とカフコンプライアンスSe とに基づいて次式( 4)から算出された動脈16の一拍当たりの血管容積変化ΔV1 と、脈圧PPとに基づいて( 5)式から求められる。同様にして、第2圧力P2に対応する血管コンプライアンスK2 が算出され、第3圧力P3に対応する血管コンプライアンスK3 が算出され、第4圧力P4第4圧力に対応する血管コンプライアンスK4 が算出される。
Next, in S5 of FIG. 9, an arterial compliance calculation routine is executed. This S5, together with S3 and S4, constitutes an arterial compliance calculating means or an arterial compliance measuring step. In S5 of FIG. 9, first, based on the maximum blood pressure value BP SYS and the minimum blood pressure value BP DIA stored in S3, the pulse pressure PP (mmHg) of the living body is calculated from the following equation (3). Next, based on the pressure change width in the
PP=BPSYS −BPDIA ・・・ (3)
ΔV=ΔP/Se ・・・ (4)
K=ΔV/PP ・・・ (5)
PP = BP SYS −BP DIA (3)
ΔV = ΔP / Se (4)
K = ΔV / PP (5)
次いで図9のS6では、表示制御ルーチンが実行される。このS6は、S2において測定された上腕の動脈16内の脈波伝播速度bbPWVまたはその変化率、S3において測定された生体の最高血圧値BPSYS および最低血圧値BPDIA 、S4において測定されたカフコンプライアンスSe1、Se2、Se3、Se4、S5において算出された動脈コンプライアンスK1 、K2 、K3 、K4 が、患者の性別、年齢、姓名、患者ID等の患者データと共に表示装置72に表示される。これにより、表示装置72に表示された上記脈波伝播速度bbPWV、最高血圧値BPSYS および最低血圧値BPDIA 、動脈コンプライアンスK1 、K2 、K3 、K4 に基づいて患者の循環器の健康状態が客観的に示される。
Next, in S6 of FIG. 9, a display control routine is executed. This S6 is the pulse wave propagation velocity bbPWV in the
上述のように、本実施例によれば、圧迫帯12は、被圧迫部位である上腕10の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋22および下流側膨張袋26と、被圧迫部位である上腕10の長手方向において連なるようにそれら一対の上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の間に配置され、それら一対の上流側膨張袋22および下流側膨張袋26とは独立した気室を有する検出用膨張袋24とを、含み、上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、および下流側膨張袋26で生体の上腕10を同じ圧力で圧迫した状態で、その検出用膨張袋24内の圧力変動を前記脈波として検出するようにしたものであるため、上腕10の長手方向において連なる上流側膨張袋22、検出用膨張袋24、下流側膨張袋26から生体の被圧迫部位である上腕10内の動脈16に対して圧迫圧力を均等な圧力分布で加えつつ、正確な脈波が得られる。
As described above, according to the present embodiment, the
また、本実施例の圧迫帯12によれば、被圧迫部位である上腕10の長手方向における検出用膨張袋24の両端部24a、24bには互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝24f、24fが形成され、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の検出用膨張袋24に隣接する側の隣接側端部22aおよび26aは、それら一対の折込溝24f、24f内に差し入れられていることから、検出用膨張袋24の両端部24a、24bと上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の隣接側端部22aおよび26aとは被圧迫部位である上腕10の径方向に重ねられた状態となるので、それら検出用膨張袋24と上流側膨張袋22および下流側膨張袋26との間の境界付近においても上腕10に対して均一な圧迫圧力分布が得られる。
Further, according to the
また、本実施例の圧迫帯12によれば、検出用膨張袋24の一対の折込溝24f、24fの相対向する溝側面の少なくとも一方とその折込溝24f、24f内に挿し入れられた上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の隣接側端部22aおよび26aとの間に、圧迫帯12の長手方向の曲げ剛性よりもその圧迫帯12の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状遮蔽部材42が介在させられていることから、特に、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26から検出用膨張袋24への低周波数の圧力振動ノイズの遮蔽作用が好適に得られ、比較的低周波数の圧力振動ノイズの影響を受け難い正確な脈波が得られる。
Further, according to the
また、本実施例の圧迫帯12によれば、長手状遮蔽部材42は、上腕10の長手方向に平行な複数本の可撓性中空管44が互いに平行な状態で上腕10の周方向に連ねて配列されることにより構成されたものであることから、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26から検出用膨張袋24への低周波数の圧力振動ノイズの遮蔽作用が一層好適に得られ、比較的低周波数の圧力振動ノイズの影響を受け難い一層正確な脈波が得られる。
Further, according to the
また、本実施例の圧迫帯12を備えた循環器情報測定装置14すなわち血圧測定装置によれば、検出用膨張袋24と、その検出用膨張袋24内の圧力を検出する第2圧力センサT2と、一対の上流側膨張袋22および下流側膨張袋26と検出用膨張袋24とを相互に連通させた状態で昇圧することにより被圧迫部位である上腕10内の動脈16を圧迫し、その圧迫圧Peを連続的に変化させる排気制御弁( 圧力制御手段) 54と、その排気制御弁54により圧迫圧Peが変化させられる過程で第2圧力センサT2により検出される圧迫圧Peの圧力振動成分である脈波をバンドパスフィルタ処理により抽出し、その脈波の変化に基づいて生体の血圧値を決定するオシロメトリック式の血圧測定手段とを、含むので、前記検出用膨張袋24から得られる正確な脈波に基づいて精度の高い血圧値が得られる。
Further, according to the circulatory organ
また、本実施例の圧迫帯12を備えた循環器情報測定装置14すなわち血管柔軟度測定装置によれば、前記脈波検出手段により検出された脈波の振幅値ΔPと前記自動血圧測定装置により測定された最高血圧値BPSYS および最低血圧値BPDIA とに基づいて動脈16の柔軟度を示す動脈コンプライアンスKを算出する動脈コンプライアンス算出手段S3〜S5を含むことから、検出用膨張袋24から得られる正確な脈波とその脈波の変化から算出される精度の高い上記最高血圧値BPSYS および最低血圧値BPDIA とに基づいて、動脈16の柔軟度を示す精度の高い動脈コンプライアンスKが得られる。
Further, according to the circulatory organ
また、本実施例の圧迫帯12を備えた循環器情報測定装置14すなわち血管柔軟度測定装置によれば、前記動脈コンプライアンス算出手段は、検出用膨張袋24の容積変化に対する圧力変化の関係から前記脈波の振幅値ΔPを圧力単位から容積単位へ換算するためのカフコンプライアンスSe を算出するカフコンプライアンス算出手段S4を含み、その容積単位へ換算された脈波の振幅値である血管容積変化ΔVと前記自動血圧測定装置により検出された最高血圧値BPSYS および最低血圧値BPDIA の圧力差すなわち脈圧PPとに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスKを算出するものであることから、一層正確な動脈の柔軟度が得られる。
Further, according to the circulatory organ
また、本実施例の圧迫帯12を備えた循環器情報測定装置14すなわち血管柔軟度測定装置によれば、動脈16の脈動に対応する大きさの予め設定された一定容積の気体を前記検出用膨張袋内に加える容積パルス発生器( 定容積脈波発生装置) 60を備え、カフコンプライアンス算出手段S4は、その容積パルス発生器60により検出用膨張袋24内に加えられる一定容積の気体の容積値Cと、その一定容積Cの気体が検出用膨張袋24内に加えられたときに第2圧力センサT2により検出された検出用膨張袋24内の圧力上昇値ΔPc との関係を予め求めるものであることから、その関係により検出用膨張袋24のカフコンプライアンスSe が、たとえば予め設定された一定周期、脈拍、或いは圧迫圧変化値に応答して上記容積パルス発生器60から一定容積の気体が検出用膨張袋24内に加えられる毎に逐次得られ、複数得られた場合にはその平均値が求められる。
Further, according to the circulatory organ
また、本実施例の圧迫帯12を備えた循環器情報測定装置14すなわち脈波伝播速度測定装置によれば、脈波検出用の圧迫帯12と、上流側膨張袋22内の圧力を検出する第1圧力センサT1と、下流側膨張袋26内の圧力を検出する第3圧力センサT3と、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26内に生体の最低血圧値BPDIA よりも低い圧力で気体を充満させた状態で第1圧力センサT1により検出された脈波から第3圧力センサT3により検出された脈波までの脈波伝播時間Δtと、上流側膨張袋22と下流側膨張袋26との間の中心間距離Lとに基づいて、動脈16内の脈波伝播速度bbPWVを算出する脈波伝播速度測定手段S2とを、含むことから、生体の上腕10における動脈16の局部的な脈波伝播速度値bbPWVが容易に得られる。好適には、検出用膨張袋24内が排気された状態で第1圧力センサT1により検出された脈波から第3圧力センサT3により検出された脈波までの脈波伝播時間Δtが算出される。このようにすれば、上流側膨張袋22および下流側膨張袋26の間が十分に遮蔽されるので、検出される脈波が正確となり、一層精度の高い脈波伝播速度bbPWVが得られる。
Further, according to the circulatory organ
また一般に、生体の血管系のエイジング或いは圧迫帯12のなじみが起因していると考えられる、血圧測定を繰り返すと2回目の血圧測定値が低下してその後に安定する現象がある。本実施例によれば、S1の第1血圧測定ルーチンが実行された後にS3で実行される第2血圧測定ルーチンにより得られた最高血圧値BPSYS ( mmHg)、平均血圧値BPSYS および最低血圧値BPDIA ( mmHg)が血管コンプライアンスKの演算に用いられることから、一旦圧迫帯12による最高血圧値以上への圧迫を行うことによって上記現象による血圧測定値の精度低下を回避した、比較定高精度の最高血圧値BPSYS ( mmHg)、平均血圧値BPMEANおよび最低血圧値BPDIA ( mmHg)を得ることができ、それを血管コンプライアンスKの演算に用いることにより、その血管コンプライアンスKの精度を高めることができる。
In general, there is a phenomenon in which the second blood pressure measurement value decreases and then stabilizes when blood pressure measurement is repeated, which is considered to be caused by the aging of the vascular system of the living body or the familiarity of the
また、本実施例では、図10に示すように、上腕10を圧迫する工程の中では最後の工程として、各第1圧力P1、第2圧力P2、第3圧力P3、第4圧力P4に段階的に維持するS4のカフコンプライアンス測定が実行されるようになっているので、最も生体に圧迫負担が大きい工程が最後に実行されることにより、生体の生理的変動が発生しない状態で脈波を採取できる利点がある。
Further, in the present embodiment, as shown in FIG. 10, as the last step in the step of compressing the
また、本実施例の圧迫帯12を備えた循環器情報測定装置14すなわち血管柔軟度測定装置によれば、S4に対応するカフコンプライアンス算出手段において、各第1圧力P1、第2圧力P2、第3圧力P3、第4圧力P4に一定に維持されている期間内において、検出用膨張袋24から脈波が採取されることから、歪みのない脈波が得られるので、一層正確な血管コンプライアンスKが得られる利点がある。
In addition, according to the circulatory organ
以上、本発明の一実施例を図面に基づいて説明したが、本発明はその他の態様においても実施され得る。 As mentioned above, although one Example of this invention was described based on drawing, this invention can be implemented also in another aspect.
たとえば、前述の実施例の圧迫帯12は上腕用であったが、前腕用、或いは下肢用の圧迫帯であってもよい。
For example, the
また、前述の図2乃至図6の実施例において、上流側膨張袋22および下流側遮蔽袋26と検出用遮蔽袋24との間に介在させられている長手状遮蔽部材42は、上腕10の周方向に配置され且つその長手方向すなわち幅方向に多数の溝が一定間隔で形成された比較的硬質の長手状樹脂シートから構成されてもよい。要するに、圧迫帯12の長手方向の曲げ剛性よりもその圧迫帯12の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有するものであればよい。また、長手状遮蔽部材42は、上流側膨張袋22および下流側遮蔽袋26或いは検出用遮蔽袋24と同様の長さを有していてもよいが、それよりも短いものであっても一応の効果が得られる。たとえば、上腕10の周方向において一定間隔で複数個たとえば2或いは3個配置されていてもよい。
2 to 6 described above, the
また、前述の実施例において、図9のS3の第2血圧測定ルーチンにより決定された最高血圧値BPSYS ( mmHg)、平均血圧値BPMEANおよび最低血圧値BPDIA ( mmHg)が血管コンプライアンスの演算に用いられていたが、図9のS1の第1血圧測定ルーチンにより決定された最高血圧値BPSYS ( mmHg)、平均血圧値BPMEANおよび最低血圧値BPDIA ( mmHg)が血管コンプライアンスの演算に用いられてもよい。この場合には、第2血圧測定ルーチンは設けられなくてもよい。 In the above-described embodiment, the maximum blood pressure value BP SYS (mmHg), the average blood pressure value BP MEAN and the minimum blood pressure value BP DIA (mmHg) determined by the second blood pressure measurement routine of S3 in FIG. The maximum blood pressure value BP SYS (mmHg), the average blood pressure value BP MEAN, and the minimum blood pressure value BP DIA (mmHg) determined by the first blood pressure measurement routine of S1 in FIG. May be used. In this case, the second blood pressure measurement routine may not be provided.
また、前述の実施例において、検出用膨張袋24内の圧力が徐速降下する過程で脈波を採取することが可能であるので、S4に対応するカフコンプライアンス算出手段は、S3に対応する第2血圧測定手段と同じ区間において実行されてもよい。また、S4に対応するカフコンプライアンス算出手段は、S3に対応する第2血圧測定手段よりも前に実行されてもよい。
Further, in the above-described embodiment, since the pulse wave can be collected in the process in which the pressure in the
また、前述の実施例において、カフコンプライアンスSeを求める圧として4段階の第1圧力P1、第2圧力P2、第3圧力P3、第4圧力P4が用いられているが、それらの設定圧は、圧迫帯12による圧迫圧Pe毎に異なる検出用膨張袋24のカフコンプライアンスSeを求めるための値であるため、動脈コンプライアンスKを求める前提とする圧迫帯12の圧迫圧Peに任意に設定され得る。たとえば、動脈コンプライアンスKを算出する前提とする圧迫帯12の圧迫圧が所定圧の1段階であれば上記カフコンプレイアンスSeを測定する圧力維持区間の圧力は1段階となり、3段階であれば上記カフコンプレイアンスSeを測定する圧力維持区間の圧力は3段階となり、5段階であれば上記カフコンプレイアンスSeを測定する圧力維持区間の圧力は5段階となる。
In the above-described embodiment, four stages of the first pressure P1, the second pressure P2, the third pressure P3, and the fourth pressure P4 are used as pressures for obtaining the cuff compliance Se. Since it is a value for determining the cuff compliance Se of the detection
前述の実施例において、図9のS1の第1血圧測定ルーチン、S3の第2血圧測定ルーチンでは、脈波の振幅の変化に基づきオシロメトリック法を用いて、最高血圧値BPSYS および最低血圧値BPDIA を決定していたが、脈波の積分値の変化、すなわち脈波のグラフが時間軸上に形成する面の面積変化に基づきオシロメトリック法を用いて、最低血圧値BPDIA 、最高血圧値BPSYS を決定してもよいし、マイクロホンにより検知されるコロトコフ音の発生および消滅に基づいて最低血圧値BPDIA 、最高血圧値BPSYS を決定してもよい。 In the above-described embodiment, in the first blood pressure measurement routine of S1 and the second blood pressure measurement routine of S3 in FIG. 9, the maximal blood pressure value BP SYS and the minimum blood pressure value are determined using the oscillometric method based on the change in the amplitude of the pulse wave. The BP DIA has been determined. The oscillometric method is used to determine the minimum blood pressure value BP DIA and the maximum blood pressure based on the change in the integrated value of the pulse wave, that is, the change in the area of the surface formed by the pulse wave graph on the time axis. The value BP SYS may be determined, or the minimum blood pressure value BP DIA and the maximum blood pressure value BP SYS may be determined based on the occurrence and disappearance of Korotkoff sounds detected by a microphone.
なお、上述したのはあくまでも本発明の一実施例であり、本発明はその趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更が加えられ得る。 The above description is merely an example of the present invention, and various modifications can be made without departing from the spirit of the present invention.
10:上腕( 生体の被圧迫部位)
12:圧迫帯( 脈波検出用圧迫帯)
14:循環器情報測定装置( 自動血圧測定装置、血管柔軟度測定装置、脈波伝播速度測定装置)
22:上流側膨張袋
22a、26a:隣接側端部
24:検出用膨張袋
24a、24:両端部
24f:折込溝
26:下流側膨張袋
42:長手状遮蔽部材
44:可撓性中空管
54:排気制御弁( 圧力制御手段)
60:容積パルス発生器( 定容積脈波発生装置)
82:主膨張袋
84:検出用膨張袋
T1:第1圧力センサ
T2:第2圧力センサ( 圧力センサ)
T3:第3圧力センサ
S1,S3:オシロメトリック式血圧測定手段
S3、S4、S5:動脈コンプライアンス算出手段
S4:カフコンプライアンス算出手段
S2:脈波伝播速度測定手段
10: Upper arm (stressed part of living body)
12: Compression band (Pulse wave detection compression band)
14: Cardiovascular information measuring device (automatic blood pressure measuring device, vascular flexibility measuring device, pulse wave velocity measuring device)
22: upstream
60: Volume pulse generator (constant volume pulse wave generator)
82: Main expansion bag 84: Detection expansion bag T1: First pressure sensor T2: Second pressure sensor (pressure sensor)
T3: third pressure sensor S1, S3: oscillometric blood pressure measuring means S3, S4, S5: arterial compliance calculating means S4: cuff compliance calculating means S2: pulse wave velocity measuring means
Claims (8)
前記被圧迫部位の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、
前記被圧迫部位の長手方向において連なるように前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する検出用膨張袋と
を、含み、
前記上流側膨張袋、検出用膨張袋、および下流側膨張袋で前記生体の被圧迫部位を同じ圧力で圧迫した状態で、前記検出用膨張袋内の圧力変動を前記脈波として検出するようにし、
前記被圧迫部位の長手方向における前記検出用膨張袋の両端部には互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝が形成され、
前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の前記検出用膨張袋に隣接する側の隣接側端部は、該一対の折込溝内に差し入れられていることを特徴とする脈波検出用圧迫帯。 A pulse wave detection compression band wound around a compressed portion of the living body in order to detect a pulse wave generated from an artery of the living body,
A pair of upstream inflation bag and downstream inflation bag made of a flexible sheet positioned at a predetermined interval in the longitudinal direction of the pressed portion;
Detection that has an air chamber that is arranged between the pair of upstream inflation bags and the downstream inflation bag so as to be continuous in the longitudinal direction of the compressed portion, and is independent of the pair of upstream inflation bags and the downstream inflation bag. Including inflatable bags,
The pressure fluctuation in the detection expansion bag is detected as the pulse wave in a state where the compressed portion of the living body is compressed with the same pressure by the upstream expansion bag, the detection expansion bag, and the downstream expansion bag. ,
A pair of folding grooves formed of flexible sheets folded in directions approaching each other are formed at both ends of the detection inflation bag in the longitudinal direction of the pressed portion,
The pulse wave detection compression band , wherein adjacent end portions of the upstream expansion bag and the downstream expansion bag adjacent to the detection expansion bag are inserted into the pair of folding grooves .
前記検出用膨張袋内の圧力を検出する圧力センサと、
前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と検出用膨張袋とを相互に連通させた状態で昇圧することにより前記被圧迫部位内の動脈を圧迫し、該圧迫圧を連続的に変化させる圧力制御手段と、
前記圧力制御手段により圧迫圧が変化させられる過程で前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波を抽出し、該脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定するオシロメトリック式血圧測定手段と
を、含むことを特徴とする自動血圧測定装置。 An automatic blood pressure measurement apparatus comprising the pulse wave detection compression band according to any one of claims 1 to 3 ,
A pressure sensor for detecting the pressure in the detection inflation bag;
The pressure in the compressed portion is compressed by increasing the pressure in a state where the pair of the upstream inflation bag and the downstream inflation bag are in communication with each other, and the compression pressure is continuously changed. Pressure control means;
A pulse wave that is a pressure oscillation component of the compression pressure detected by the pressure sensor in the process of changing the compression pressure by the pressure control means is extracted, and the blood pressure value of the living body is determined based on the change of the pulse wave. And an oscillometric blood pressure measuring means.
前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波の振幅値と前記自動血圧測定装置により測定された血圧値とに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスを算出する動脈コンプライアンス算出手段を含むことを特徴とする血管柔軟度測定装置。 A blood vessel flexibility measuring device comprising the automatic blood pressure measuring device according to claim 4 ,
Arterial compliance for calculating arterial compliance indicating flexibility of the artery based on an amplitude value of a pulse wave that is a pressure vibration component of compression pressure detected by the pressure sensor and a blood pressure value measured by the automatic blood pressure measurement device A blood vessel flexibility measuring device including a calculating means.
前記カフコンプライアンス算出手段は、該定容積脈波発生装置により前記検出用膨張袋内に加えられる一定容積の気体の容積値と、該一定容積の気体が前記検出用膨張袋内に加えられたときに前記圧力センサにより検出された該検出用膨張袋内の圧力上昇値との関係を予め求めるものであることを特徴とする請求項6に記載の血管柔軟度測定装置。 A constant volume pulsation generator for adding a predetermined volume of gas of a size corresponding to the pulsation of the artery into the detection inflation bag;
The cuff compliance calculating means includes a volume value of a fixed volume of gas added to the detection inflatable bag by the constant volume pulse wave generator, and when the constant volume of gas is added to the inflatable bag for detection. The blood vessel flexibility measuring device according to claim 6 , wherein a relationship with a pressure increase value in the detection inflation bag detected by the pressure sensor is obtained in advance.
前記上流側膨張袋内の圧力を検出する第1圧力センサと、
前記下流側膨張袋内の圧力を検出する第3圧力センサと、
前記上流側膨張袋および下流側膨張袋内に前記生体の最低血圧値よりも低い圧力で気体を充満させた状態で前記第1圧力センサにより検出された脈波から前記第3圧力センサにより検出された脈波までの脈波伝播時間と、該上流側膨張袋と下流側膨張袋との間の中心間距離とに基づいて、前記動脈内の脈波伝播速度を算出する脈波伝播速度測定手段と
を、含むことを特徴とする脈波伝播速度測定装置。 A pulse wave velocity measuring device comprising the pulse wave detection compression band according to any one of claims 1 to 3 ,
A first pressure sensor for detecting a pressure in the upstream expansion bag;
A third pressure sensor for detecting the pressure in the downstream expansion bag;
Detected by the third pressure sensor from the pulse wave detected by the first pressure sensor in a state in which the upstream inflation bag and the downstream inflation bag are filled with gas at a pressure lower than the minimum blood pressure value of the living body. Pulse wave velocity measuring means for calculating the pulse wave velocity in the artery based on the pulse wave propagation time until the pulse wave and the center-to-center distance between the upstream inflation bag and the downstream inflation bag And a pulse wave velocity measuring device comprising:
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