l3〇〇7〇7 (1) 玖、發明說明 【發明所屬之技術領域】 . 本發明係相關於示波型血壓測定裝置，尤其是相關於 包含具有兩膨脹袋的此種血壓測定裝置。 【先前技術】 f 通常，示波型血壓測定裝置包括適於纒繞在人體的身 體部位之壓脈帶及包括膨脹袋；壓力改變裝置，增加膨脹 β 袋的按壓壓力直到完全將血液排自出現在壓脈帶下面的動 脈之外的規定壓力値，並以規定速率緩慢減少袋中壓力； 壓力感測器，在緩慢抽出袋中空氣期間連續檢測袋中壓力 ;脈搏波濾波器，自連續由壓力感測器所檢測的袋中壓力 _ 擷取脈搏波；及決定機構，決定所擷取的脈搏波之連續心 . 跳同步脈搏的各自振幅之規定變化發生期間袋中壓力當作 身體的血壓。 尤其需特別說明的，上述血壓測定裝置在袋中壓力緩 馨 慢減少期間所連續檢測的脈搏波之連續心跳同步脈搏的各 . 自振幅之上升點檢測明顯大大增加時，決定膨脹袋的靜壓 當作身體的心臟收縮血壓。 然而，血壓測定裝置因爲只有單一膨脹袋設置在壓脈 Φ 袋’因此由袋中壓力的變化所連續決定的脈搏波振幅之上 升點不淸楚，所以有決定的身體心臟收縮血壓不準確的問 題存在。原因是即使壓脈帶的按壓壓力可能高於身體的心 臟收縮血壓，但當壓脈帶的壓力接近心臟收縮血壓時，壓 -6 - (2) (2)1300707 脈帶下面的動脈脈動也會開始在壓脈帶的近側或逆流端部 位並傳播到壓脈帶。尤其是，將壓脈帶纏繞在如足踝等身 體部位的情況難以完全將血液自動脈排開，即使壓脈帶的 壓力可能高於身體的心臟收縮血壓，動脈的脈動也可能是 大的。因此脈搏波振幅的上升點可能不淸楚。 爲了解決上述問題，已有建議使用具有一用於自動脈 排開血液及另一用於檢測來自動脈的脈搏波之兩膨脹袋測 定血壓的血壓測定裝置。日本專利文件號碼5-269089揭 示血壓測定裝置的例子。日本專利文件所揭示的裝置使用 內壓脈帶當作檢測脈搏波的膨脹袋內壓脈帶大體上設置在 當作排開血液的膨脹袋之外壓脈帶的內表面（即身體側表 面）中間部位。因此，即使動脈脈動可能繼續在外壓脈帶 的逆流端部位四周，脈動也不會直接傳播到內壓脈帶，使 得自內壓脈帶所檢測的脈搏波振幅顯示淸楚的上升點，此 有助於提高身體心臟收縮血壓的測定準確性。 然而，即使由不依賴血壓排開膨脹袋所設置的脈搏波 檢測袋檢測之脈搏波例子中，脈搏波的心跳同步脈搏之各 自振幅也可能不顯示淸楚的上升點，因爲當血液排開袋的 按壓壓力高於身體心臟收縮血壓時，傳播到血液排開袋的 動脈脈動另外自血液排開袋傳播到脈搏波檢測袋。因此， 即使依據脈搏波檢測袋檢測的脈搏波之心跳同步脈搏的各 自振幅可決定心臟收縮血壓，所決定的心臟收縮血壓亦可 能不準確。 上述日本專利文件所揭示的裝置在血液排開袋及脈搏 -7- (3) (3)1300707 波檢測袋間使用振盪遮蔽板，用以防止動脈脈動自血液排 開袋傳播到脈搏波檢測袋。此外，因爲爲了供應液體（即 膨脹流體）到脈搏波檢測袋所使用的管路（或導管）自供 應液體用管路（或導管）被分支到血液排開袋，傳播到血 液排開袋的動脈脈動另外更經由兩管路傳播到脈搏波檢測 ： 袋。爲了解決此問題，供應液體到脈搏波檢測袋的管路比 ^ 供應液體到血壓排開袋的管路細。然而，因爲傳播到血壓 排開袋的動脈脈動經由兩管路部分傳播到脈搏波檢測袋， β 所以透過脈搏波檢測袋檢測的脈搏波之振幅無法顯示足夠 淸楚的上升點。 【發明內容】 因此本發明的目的係設置一能夠測定準確的身體心臟 收縮血壓之血壓測定裝置。 藉由本發明已達到上述目的。根據本發明，設置有血 壓測定裝置，包含膨脹壓脈帶，該膨脹壓脈帶具有第一膨 · 脹袋，適於穿戴在人體的身體部位，以便自位在身體部位 · 的動脈排開血液，及第二膨脹袋，適於穿戴在身體部位及 第一膨脹壓脈帶中間部位的末端側上，以便檢測產生自動 脈的脈搏波；第一管道，連接到第一膨脹袋；第二管道， 自第一管道分支出並且連接到第二膨脹袋；泵，各自經由 第一及第二管道供應膨脹流體到第一及第二膨脹袋；血壓 決定裝置’依據改變第一膨脹袋的按壓壓力時透過第二膨 脹袋檢測的脈搏波決定身體的血壓；及轉換裝置，設置在 -8 - (4) 1300707 第二管道並選擇性將第二管道轉換成第二管道與第 連接的連接狀態，及轉換成第二管道與第一管道分 開狀態。 根據本發明，若轉換裝置將第二管道轉換成連 ’則自泵供應的膨脹流體被供應到第二膨脹袋，然 轉換裝置將第二管道轉換成分開狀態，則自位在穿 脈帶之身體部位的動脈所傳播之動脈脈動不會經由 道及第二管道傳播到第二膨脹袋。因此，透過第二 檢測的脈搏波之心跳同步脈搏的各自振幅顯示淸楚 ，此有助於提高身體心臟收縮血壓的測定準確性。 可依據在透過第一膨脹袋檢測的第一脈搏波之 跳同步脈搏的各自振幅及透過第二膨脹袋檢測的第 波之各自心跳同步脈搏的各自振幅之間各自振幅差 振幅比例，決定在第一袋的壓力變化期間第一膨脹 壓壓力等於身體的心臟收縮血壓時的時間。因爲藉 上述振幅差或振幅比例，可自透過第二袋檢測的第 波去除代表自第一袋傳播到第二袋之動脈脈動的振 ，第二脈搏波可顯示淸楚的上升點。 依據振幅差決定第一膨脹袋的按壓壓力等於身 臟收縮血壓之時間的方法如下：首先，使用適當校 校正透過第二膨脹袋檢測的第二脈搏波之各自脈搏 第二振幅，或校正透過第一膨脹袋檢測的第一脈搏 自脈搏的各自第一振幅。然後，計算如此校正的振 校正振幅之間的各自差。最後，依據如此計算的振 一管道 開的分 接狀態 後，若 戴著壓 第一管 膨脹袋 的變化 各自心 二脈搏 或各自 袋的按 由使用 二脈搏 盪部分 體的心 正因數 的各自 波之各 幅及未 幅差之 -9- (5) (5)1300707 變化決定上述時間。日本專利文件號碼2 0 0卜0 7 0 2 6 2揭示 此方法。 根據使用上述方法之本發明的較佳特徵，血壓決定裝 置包含振幅校正機構，當第一膨脹袋的按壓壓力減到動脈 中的血流停止之血流停止壓力範圍時，用以校正由第一膨 脹袋檢測的第一脈搏波之各自心跳同步脈搏的各自第一振 幅，及在第一膨脹袋的按壓壓力減到血流停止壓力範圍時 ’用以校正由第二膨脹袋檢測的第二脈搏波之各自心跳同 步脈搏的各自第二振幅中的至少其中之一，使得每一被校 正的振幅實質上等於另一第一振幅或第二振幅的對應振幅 ，振幅差決定機構，用以決定每一被校正的振幅及另一第 一振幅或第二振幅的對應振幅之間的振幅差，使得被決定 的振幅差顯示上升點；及血壓決定機構，用以依據振幅差 決定機構所決定的振幅差之上升點來決定身體的心臟收縮 血壓。 在如上述所構成的血壓測定裝置中，當第一袋的壓力 被改變到纏繞壓脈帶的身體部位之動脈中的血流停止之血 流停止壓力範圍時，振幅校正機構用以校正由第一膨脹袋 檢測的第一脈搏波之脈搏的振幅，及當第一袋的壓力被改 變到血流停止壓力範圍時，振幅校正機構用以校正由第二 膨脹袋檢測的第二脈搏波之脈搏的振幅中的至少其中之一 ’使得每一被校正的振幅實質上等於另一第一振幅或第二 振幅的對應振幅，及振幅差決定機構決定每一被校正的振 幅及另一第一振幅或第二振幅的對應振幅之間的振幅差， -10- (6) (6)1300707 使得被決定的振幅差顯示淸楚的上升點。最後，血壓決定 機構依據振幅差決定機構所決定的振幅差之上升點來決定 身體的心臟收縮血壓。因此，如此決定的心臟收縮血壓享 有局度準確性。· 另外，日本專利文件號碼2 〇 〇 1 - 3 3 3 8 8 8揭示依據振幅 比例的改變決定第一膨脹袋的按壓壓力等於身體的心臟收 縮血壓之時間的方式。 根據使用上述方式之本發明的另一特徵，血壓決定裝 置包含第一振幅決定機構，用以在第一膨脹袋的壓力被改 變時，決定由第一膨脹袋檢測的第一脈搏波之各自心跳同 步脈搏的各自第一振幅；第二振幅決定機構，用以在第一 膨脹袋的壓力被改變時，決定由第二膨脹袋檢測的第二脈 搏波之各自心跳同步脈搏的各自第二振幅；振幅比例決定 機構，用以決定由第一振幅決定機構決定的每一第一振幅 及由第二振幅決定機構決定的對應第二振幅之間的振幅比 例；及血壓決定機構，用以依據振幅比例決定機構決定的 振幅比例來決定身體的心臟收縮血壓。 根據此特徵，在第一袋的壓力被改變時，第一振幅決 定機構決定由第一膨脹袋檢測的第一脈搏波之脈搏的第一 振幅；在第一袋的壓力被改變時，第二振幅決定機構決定 由第二膨脹袋檢測的第二脈搏波之脈搏的第二振幅；振幅 比例決定機構決定每一第一振幅及對應第二振幅之間的振 幅比例；及血壓決定機構依據振幅比例決定身體的心臟收 縮血壓，如此決定的心臟收縮血壓享有高度準確性。 -11 - (7) (7)1300707 如上述，依據由第一膨脹袋檢測的第一脈搏波之脈搏 的振幅’及由第二膨脹袋檢測的第二脈搏波之脈搏的振幅 間之振幅差或振幅比例，可從第二袋所檢測的第二脈搏波 去除代表自第一袋傳播到第二袋之動脈脈動的振盪部分， 及因此第二脈搏波的脈搏振幅可顯示淸楚的上升點。然而 ，在根據本發明的血壓測定裝置中，藉由轉換裝置第二管 道可自第一管道分開，以便將來自第一膨脹袋及第一管道 的影響減到最低。因此，不是非常需要計算由第一膨脹袋 檢測的第一脈搏波之脈搏的振幅，及由第二膨脹袋檢測的 第二脈搏波之脈搏的振幅間之振幅差或振幅比例。無需振 幅差或振幅比例，依據第二膨脹袋檢測的第二脈搏波之脈 搏的振幅變化，亦可決定第一膨脹袋的按壓壓力等於身體 的心臟收縮血壓之時間。即使在此方式中，根據本發明的 血壓測定裝置可確保第二膨脹袋檢測的第二脈搏波之脈搏 的振幅顯示淸楚的變化，及因此該血壓測定裝置可測定高 度準確的身體心臟收縮血壓。 【實施方式】 下文中，將參照圖式說明本發明的實施例。圖1爲說 明應用本發明的血壓測定裝置10結構之示意圖。 在圖1中，血壓測定裝置1 0包括適於纏繞在人體的 足踝1 9之膨脹壓脈帶12，如圖2所示。本壓脈帶1 2不 同於一般用於測定人體的足踩之血壓値的壓脈帶，該壓脈 帶1 2具有當作第二膨脹袋使用之第二橡膠袋1 4。 -12- (8) (8)1300707 尤其需說明的’壓脈帶1 2包括第一橡膠袋1 6，當作 弟 張衣使用及用彳女壓穿戴壓脈帶1 2的足踝動脈並 藉以自動脈排開血液；第二橡膠袋1 4，當作第二膨脹袋 使用及用於檢測來自穿戴壓脈帶i 2的足踝動脈之脈搏波 ;及帶狀袋1 8 ’容納第一及第二橡膠袋1 6, 1 4。 帶狀袋1 8具有利於纏繞在人體的足踝，及由不能伸 展並具有相當高硬度的布料形成之形狀。第一橡膠袋j 6 具有稍微短於帶狀袋1 8之規定寬度，及短於足踩的周長 之規定長度（即第一橡膠袋16的長度等於足踩平均周長 的大約二分之二）。 第二橡膠袋1 4設置在帶狀袋1 8的末端側或下游側端 部位’並在壓脈帶1 2纏繞在足踩丨9狀態中，在第一橡膠 袋1 6的內側上（即足踝19側上）。第二橡膠袋1 4具有 實質上等於第一橡膠袋1 6的規定長度，並具有不大於第 一橡膠袋1 6的二分之一之規定寬度（第二橡膠袋1 4的寬 度等於例如第一橡膠袋1 6的四分之一到六分之一）。 圖2圖示如上述所構成的壓脈帶1 2纏繞在人體的足 踝1 9並膨脹自足踝1 9的動脈2〇排開血液之狀態。如圖 2所示’遮蔽板22設置在第一橡膠袋16及第二橡膠袋14 間’用以防止自第一橡膠袋！ 6產生的振盪傳輸到第二袋 I4。遮蔽板22具有實質上等於第二橡膠袋14的規定寬度 及長度’並且由具有大約〇. 3 mm厚度之相當硬且有彈性 的材料形成。在圖1中，未圖示壓脈帶〗2的遮蔽板22。 第一橡膠袋16經由第一管道24連接到開關閥26。 -13- (9) (9)1300707 第一壓力感測器28經由第一管道24的分支管道3〇連接 到第一橡膠袋1 6及開關閥26。開關閥26經由管道3 2連 接到空氣泵3 4。 第二橡膠袋1 4連接到第二管道3 6，此第二管道3 6 在比分支管道3 0自第一管道24分支的位置更接近開關閥 26之位置上，自第一管道24分支出並當作第一管道24 的另一分支管道。第二壓力感測器3 8經由第二管道3 6的 分支管道40連接到第二第二橡膠袋14及開關閥26。此 外，在比分支管道40自第二管道36分支的位置更接近開 關閥26之位置上，當作轉換裝置的電磁閥42被設置在第 二管道36。第一管道24、第二管道36、及分支管道30, 4 0具有相同的直徑。 開關閥26選擇性位在下面三位置中的其中之一 ··第 一位置是閥26容許加壓空氣自空氣泵3 4被供應到壓脈帶 12(即第一及第二橡膠袋16，14)之壓力供應位置；第二 位置是閥26容許加壓空氣緩慢自壓脈帶1 2放氣之慢速放 氣位置；及第三位置是閥26容許加壓空氣快速自壓脈帶 1 2放氣之快速放氣位置。 第一壓力感測器28檢測第一橡膠袋1 6中的第一壓力 P 1，及供應代表被檢測的第一壓力P 1之第一壓力信號 SP1到每一靜壓濾波電路44及脈搏波濾波電路46。靜壓 濾波電路44包括低通濾波器，自第一壓力信號SP 1擷取 出代表信號SP 1的靜力部分，即第一橡膠袋！ 6的按壓壓 力（下文中，稱作第一壓脈帶壓力PC1)之第一壓脈帶壓 -14- (10) (10)1300707 力信號SCI，並經由A/D (類比對數位）轉換器48供應 第一壓脈帶壓力信號S C 1到電子控制裝置5 0。脈搏波濾 波電路4 6包括帶通濾波器，自第一壓力信號SP 1擷取出 代表第一壓脈帶脈搏波之第一脈搏波信號SM 1當作信號 SP1的頻率部分，並經由A/D轉換器52供應第一脈搏波 信號SM1到控制裝置50。 根據自控制裝置5 0供應的控制信號，電磁閥42選擇 性轉換成打開位置（即連接位置）及關閉位置（即分開位 置）。 第二壓力感測器3 8檢測第二橡膠袋14中的第二壓力 P2，及供應代表被檢測的第二壓力 P2之第二壓力信號 SP2到第二靜壓濾波電路54及第二脈搏波濾波電路56。 第二靜壓濾波電路54及第二脈搏波濾波電路56各自具有 與第一靜壓濾波電路44及第一脈搏波濾波電路46相同的 結構。靜壓濾波電路54自第二壓力信號SP2擷取出代表 信號SP2的靜力部分，即第二橡膠袋I4的按壓壓力（下 文中，稱作第二壓脈帶壓力PC2)之第二壓脈帶壓力信號 SC2，並經由 A/D轉換器58供應第二壓脈帶壓力信號 SC2到控制裝置50 ;脈搏波濾波電路56自第二壓力信號 SP2擷取出代表第二壓脈帶脈搏波之第二脈搏波信號SM2 當作信號SP2的頻率部分，並經由A/D轉換器60供應第 二脈搏波信號SM2到控制裝置50。 控制裝置主要由具有CPU (中央處理器）62、 ROM (唯讀記憶體）64、RAM (隨機存取記憶體）66、未 -15- (11) (11)1300707 圖示的I / Ο (輸入及輸出）ί阜等所謂的微電腦設置。在 CPU 62利用RAM66的暫存功能並經由I/O埠輸出驅動信 號到開關閥26、空氣泵34、及電磁閥42的同時，CPU 62根據預先儲存在ROM64的控制程式處理信號並藉以控 制那些元件26，34，42。此外，依據自第一靜壓濾波電路 44供應的第一壓脈帶壓力信號SCI及自第二脈搏波濾波 電路56供應的第二脈搏波信號SM2，CPU 62決定人體的 血壓値BP。而且，控制裝置50控制顯示裝置68顯示如 此決定的人體血壓値。 圖3爲表示CPU 62的主要控制功能之流程圖。首先 ，CPU完成使電磁閥42放置在打開位置之步驟SA1 (下 文中，省略”步驟”一詞）。 接著，在SA2中，CPU操作空氣泵34並使開關閥26 放置在壓力供應位置，以便開始供應當作膨脹流體的加壓 空氣到第一及第二橡膠袋1 6，1 4，及藉以開始增加兩橡膠 袋16，14的各自內壓。 在S A3中，CPU判斷由供應自第二靜壓濾波電路54 之第二壓脈帶壓力信號SC2所表示的第二壓脈帶壓力PC2 是否已達到規定的第一目標壓力 PCM1。第一目標壓力 PCM1所規定的壓力在確保第二橡膠袋14足夠大到可檢 測自動脈20傳送到此的脈搏波（即供應自第二脈搏波濾 波電路56之第二脈搏波信號SM2所表示的第二壓脈帶脈 搏波）。例如，第一目標壓力PCM1被規定在50 mmHg， 稍微低於人體的心臟舒張血壓BP DI a。 -16- (12) (12)1300707 若在S A3做出否定判斷，則在第一及第二壓脈帶壓 力PCI, PC2連續增加的同時，重複SA3。另一方面，若 在S A3做出肯定判斷，則Cpu的控制繼續進行到使電磁 閥4 2放置在關閉位置之S A4。如此，雖然第二壓脈帶壓 力PC2維持在第一目標壓力pcMl，但是第一壓脈帶壓力 PC1更進一步增加。 在SA5中，CPU判斷第一壓脈帶壓力PC1是否已達 到當作可停止壓脈帶1 2下面的動脈20中血流之按壓壓力 的規定之第二目標壓力PCM2 (即240 mmHg )。若在 S A 5做出否定判斷，則在第一壓脈帶壓力p C !進一步增加 的同時，重複S A 5。 另一方面，若在SA5做出肯定判斷，則CPU的控制 繼續進行到停止空氣泵3 4的操作並將開關閥26轉換成慢 速放氣位置之步驟SA6，以便緩慢減少第一橡膠袋1 6的 按壓壓力，即在3 mmHg/sec的規定速率之第一壓脈帶壓 力 PC1。 接著SA6是SA7，在此步驟中，cpu讀入供應自第 一靜壓濾波電路44的第一壓脈帶壓力信號S C〗及供應自 第二脈搏波濾波電路5 6的第二脈搏波信號S Μ 2之各自一 心跳長度。接著，在SA8中，CPU決定在SA7讀入的第 二脈搏波信號SM2所表示的第二壓脈帶脈搏波之心跳同 步脈搏的振幅A。每一心跳同步脈搏的振幅被定義成每一 脈搏的最大數値及最小數値之間的差。 然後，在SA9中，CPU判斷人體的心臟收縮血壓 -17- (13) (13)1300707 BP SYS是否已被決定。若在 SA9做出肯定判斷，則 CPU 的控制繼續進行到SA12及隨後說明的下面步驟。另一方 面，若在SA9做出否定判斷，則控制繼續進行到SA1 0判 斷是否已出現第二壓脈帶脈搏波的各自心跳同步脈搏之各 自振幅A的上升點。尤其需說明的，CPU計算自SA8的 前一周波所決定的前一振幅A到SA8的現在周波所決定 的現在振幅A之變化速率d，或變化量△ A，並判斷若變 化速率d或變化量△ A大於規定的臨界値，則已出現上升 點。 在SA10所做的肯定判斷表示第一壓脈帶壓力PC1已 減少到動脈20的心臟收縮血壓BPSYS及血液已重新開始 流經動脈20。因此，CPU的控制到SA1 1決定當SA10做 出肯定判斷時的第一壓脈帶壓力PC 1値當作人體的心臟 收縮血壓BPSYS。另一方面，若在SA10做出否定判斷， 控制回到SA7及下面步驟。 若在SA9做出肯定判斷，或在已完成SA1 1之後，則 CPU的控制到SA12執行一般示波型血壓決定演算法，以 便決定平均血壓BPMEAN及心臟舒張血壓BPDIA。尤其需 說明的，首先，如在SA7及SA8般，CPU讀入第一壓脈 帶壓力信號SCI及第二脈搏波信號SM2的各自一心跳長 度，接著，決定由第二脈搏波信號SM2所代表的第二壓 脈帶脈搏波之心跳同步脈搏的振幅A，及依據振幅A的變 化決定平均血壓BPmean及心臟舒張血壓BPdia。 然後，在SA13中，CPU判斷血壓値BP的決定是否 -18- (14) (14)1300707 已結束。若在 S A 1 3做出否定判斷，則控制回到 S A 1 2。 另一方面，若在S A 1 3做出肯定判斷，則控制到S A 1 4使 電磁閥42放置在打開位置並使開關閥42放置在快速放氣 位置，以便釋放第一壓脈帶壓力PC 1及第二壓脈帶壓力 PC2 —直下降到大氣壓力。 接著，在SA15中，CPU操作顯示裝置68顯示在 SA11及 SA12所決定的心臟收縮、平均、及心臟舒張血 壓値BPsys，BPmean，及BPdia。如此，完成本控制常式。 在上述實施例中，若電磁閥42放置在打開或連接位 置，則供應自空氣泵3 4的加壓空氣可被供應到第二橡膠 袋1 4，接著，若電磁閥42放置在關閉或分開位置，則自 穿戴壓脈帶1 2的區域之動脈20到第一橡膠袋1 6所傳輸 的脈動無法經由第二管道3 6自第一管道24傳輸到第二橡 膠袋1 4。因此，可獲得連續由第二橡膠袋1 4所檢測的第 二壓脈帶脈搏波之連續心跳同步脈搏的各自振幅 A之淸 楚的變化。如此，提高心臟收縮血壓BPSYS的量測準確性 〇 接下來，將說明本發明的另一實施例。在下面說明中 ，前一實施例使用的相同參照符號被用於指定本發明的對 應元件，並省略其說明。 圖4爲說明不同於上述血壓測定裝置的另一血壓測定 裝置之CPU 62的主要控制功能。 壓脈帶壓力改變裝置或機構70操作空氣泵3 4並將開 關26轉換成壓力供應位置，同時使電磁閥42放置在打開 -19- (15) (15)1300707 位置，以便開始快速增加第一壓脈帶壓力P c 1及第二壓 脈帶壓力PC2。當自靜壓濾波電路54連續供應的第二壓 脈帶壓力信號SC2所代表的第二壓脈帶壓力PC2已達到 規定的第一目標壓力PCM1時，壓脈帶壓力改變機構70 將電磁閥42放置在關閉位置，使得第二壓脈帶壓力PC2 維持在第一目標壓力PCM 1並另外繼續快速增加第一壓脈 帶壓力PC 1。同時，當自靜壓濾波電路44連續供應的第 一壓脈帶壓力信號SCI所代表的第一壓脈帶壓力PC1已 達到規定的第二目標壓力PCM2時，壓脈帶壓力改變機構 7〇停止操作空氣泵34並將開關閥26轉換成慢速放氣位 置，使得第一壓脈帶壓力PC1以大約3 mmHg/sec的規定 速率緩慢減少一直下降到足以比身體的心臟舒張血壓 BPd】a更低之規定的測定結束壓力PCE 〇當第一壓脈帶壓 力PC1等於測定結束壓力PCE時，壓脈帶壓力改變機構 7 〇將電磁閥42放置在打開位置並將開關閥2 6轉換成快 速放氣位置，使得第一及第二壓脈帶壓力PC 1，PC2快速 減少一直下降到大氣壓力。 第一振幅決定裝置或機構72在壓脈帶壓力改變機構 7 〇緩慢減少第一壓脈帶壓力PC 1的同時，決定自脈搏波 濾波電路46連續供應的第一脈搏波信號SM1所代表的第 一壓脈帶脈搏波之每一連續心跳同步脈搏的振幅當作第一 振幅A1。在RAM 66規定的記憶體區，第一振幅決定機 構7 2儲存如此決定的每一心跳同步脈搏之第一振幅a i， 連同當靜壓濾波電路44檢測每一心跳同步脈搏時之第一 -20- (16) (16)1300707 壓脈帶壓力P c 1値。 當由隨後說明的血壓決定機構82所決定的第一壓脈 帶壓力PC1慢速減少到高於身體的心臟收縮血壓BPs、,s之 壓力範圍時，的按壓壓力停止壓脈帶1 2下面的動脈2 0中 的血流。尤其需說明的’沒有脈動發生於被壓脈帶1 2纏 繞的足踝下面之動脈20的下面部位之末端側或下游側部 位。然而’即使第一壓脈帶壓力P C 1可減少到高於身體 的心臟收縮血壓BP SYS之壓力範圍，某些脈動亦會發生於 動脈2〇的下面部位之上游側部位。當壓脈帶1 2的按壓壓 力被減低時，此脈動變得較大。因爲此脈動被傳輸到第一 橡膠袋1 6，所以即使在緩慢減少第一壓脈帶壓力pC〗的 一開始，第一振幅A 1顯示相當大的數値，因此無法顯示 淸楚的上升點（即增加點）。 第二振幅決定裝置或機構74在壓脈帶壓力改變機構 7 〇緩慢減少第一壓脈帶壓力PC 1的同時，決定自第二脈 搏波濾波電路5 6連續供應的第二脈搏波信號SM2所代表 的第二壓脈帶脈搏波之每一連續心跳同步脈搏的振幅當作 第二振幅A2。在RAM 66另一規定的記憶體區，第二振 幅決定機構74儲存如此決定的每一心跳同步脈搏之第二 振幅 A2，連同當檢測每一心跳同步脈搏時之第一壓脈帶 壓力P C 1値。 放大因數決定裝置或機構76決定放大第二壓力感測 器3 8檢測的第二壓力P 2之放大因數N ( N不小於1 )， 使得依據由壓脈帶1 2按壓停止動脈2 0中的血流之血流停 -21 - (17) 1300707 止壓力範圍中所檢測的第二壓脈帶脈搏波，第二振幅決 機構74決定的每一第二振幅A2實質上等於依據在血 停止壓力範圍中所檢測的第一壓脈帶脈搏波，第一振幅 定機構72決定的對應第一振幅Ai。血流停止壓力範圍 壓脈帶1 2的按壓壓力的壓力範圍，即第一壓脈帶壓 PC1自第二目標壓力PCM2被減到不低於身體的心臟收 血壓BPSYS之參考壓力PB。參考壓力PB可以是依據許 患者的各自心臟收縮血壓値預先決定的廣泛應用値；透 輸入裝置預先輸入的値；或依據第二振幅決定機構74 定的每一第二振幅 A2的變化率超過規定的値所決定的 〇 振幅校正裝置或機構78藉由放大因數決定機構76 定的放大因數N乘上每一第二振幅A2，校正第二振幅 定機構74決定的每一第二振幅A2 (下文中，如此校正 第二振幅將稱作”被校正的第二振幅A2- 1 ”）。 振幅差決定裝置或機構80藉由振幅校正機構78依 第二振幅A2決定的對應被校正第二振幅A2-1減去第 振幅決定機構72決定的每一第一振幅A1，決定振幅差 △ A。尤其需說明的，因爲第二橡膠袋14經由遮蔽板 接收發生在第一橡膠袋1 6的壓力振盪。然而，藉由自 一第二振幅A2 (即當作傳輸到第二橡膠袋1 4的壓力振 之第二壓脈帶脈搏波的每一心跳同步脈搏之振幅）去除 應的第一振幅A 1 (即當作傳輸到第一橡膠袋1 6的壓力 盪之第一壓脈帶脈搏波的每一心跳同步脈搏之振幅）的 定 流 決 係 力 縮 多 過 決 値 決 決 的 據 22 每 盪 對 振 影 -22- (18) (18)1300707 響獲得每一振幅差△ A。因此，在第一壓脈帶壓力p C 1大 於心臟收縮血壓B P s γ s的範圍中所獲得的振幅差値△ A實 質上等於零，及因此顯示對應於心臟收縮血壓B P s γ s之淸 楚的上升點。 血壓決定裝置或機構82依據振幅差決定機構80決定 的振幅差値△ A之變化，決定身體的血壓値BP。尤其需 說明的，血壓決定機構82識別代表有關第一壓脈帶壓力 PC 1的振幅差値△ A之變化的曲線之上升點，並決定檢測 上升點時的第一壓脈帶壓力PC 1値當作身體的心臟收縮 血壓BP SYS。可用諸如依據規定的振幅差値△ A數目決定 回歸線及回歸線的斜率變化比例超過規定値的方法，或諸 如振幅差値△ A之一超過等於振幅差値△ A的最大値之大 約1 0%的規定參考値之方法識別曲線的上升點。此外，血 壓決定機構82決定檢測第一振幅A 1或第二振幅A2的最 大一個時之第一壓脈帶壓力PC1値當作身體的平均血壓 BP me an ;及根據一般示波方法，即依據振幅差値△ A、第 一振幅A1、或第二振幅A2的變化，決定身體的心臟舒張 血壓BPDIA。如此決定的心臟收縮、平均、及心臟舒張血 壓値BPSYs5 BPMEAN3 BPDiA被顯示在顯示裝置68上。 圖5及6爲代表圖示於圖4之CPU 62的主要控制功 能之流程圖；圖5爲信號獲得常式，及圖6爲信號處理常 式。 首先，CPU執行圖5的信號獲得常式。在圖5中， SB1到SB6與圖3的SA1到SA6相同。因此，由於實施 -23- (19) (19)1300707 SB1到SB6，所以第二壓脈帶壓力PC2被變成並維持在稍 微低於身體的心臟收縮血壓BPSYS之壓力，及第一壓脈帶 壓力PC1被首先快速增加直到可停止動脈20中的血流之 第二目標壓力PCM2並接著以大約3 mmHg/sec的速率緩 慢減少。 在SB7中，CPU讀入自靜壓濾波電路44連續供應的 第一壓脈帶壓力信號SCI、自脈搏波濾波電路46連續供 應的第一脈搏波信號SM1、自靜壓濾波電路54連續供應 的第二壓脈帶壓力信號SC2、及自脈搏波濾波電路56供 應的第二脈搏波信號SM2之各自一心跳長度。 接著，在SB8中，CPU判斷第一壓脈帶壓力PC 1是 否已達到足夠低於身體的心臟舒張血壓BPDIA之規定的測 定結束壓力PCE。在CPU連續讀入第一及第二壓脈帶壓力 信號SCI，SC2及第一及第二脈搏波信號SM1，SM2的同 時，若在SB8做出否定判斷，則重複SB7及SB8。另一 方面，若在SB 8做出肯定判斷，則控制到SB 9將開關閥 26轉換成快速放氣位置並將電磁閥42放置在打開位置及 藉以釋放第一及第二壓脈帶壓力一直降到大氣壓力。在圖 5中，SB1到SB6，SB8，及SB9對應於壓脈帶壓力改變 機構7 〇。 然後，CPU執行圖6的信號處理常式。在圖6中，首 先，CPU完成對應於第一振幅決定機構72之 SCI。在 SCI中，CPU決定在圖5的SB7讀入之第一脈搏波信號 SM1所代表的第一壓脈帶脈搏波之每一連續心跳同步脈搏 -24- (20) (20)1300707 的第一振幅A1，並在RAM 66規定的記憶體區儲存如此 決定的每一心跳同步脈搏之第一振幅A!及在出現具有被 決定的第一振幅A 1之每一心跳同步脈搏時的第一壓脈帶 壓力P C 1値。 接著，在對應於第二振幅決定機構7 4之S C 2中， C P U決定在圖5的S B 7讀入之第二脈搏波信號s Μ 2所代 表的第二脈搏波之每一連續心跳同步脈搏的第二振幅Α2 ，並在RAM 66另一規定的記憶體區儲存如此決定的每一 心跳同步脈搏之第二振幅A2及在出現具有被決定的第二 振幅A2之每一心跳同步脈搏時的第一壓脈帶壓力p C 1値 〇 接著，在對應於放大因數決定機構7 6之S C 3中， CPU決定放大因數N，確保依據在第一壓脈帶壓力pci自 第二目標壓力PCM2被緩慢減到規定在例如210 mmHg的 參考壓力PB之壓力範圍中所檢測的第二壓脈帶脈搏波， 在SC2決定的每一第二振幅A2實質上等於依據在相同壓 力範圍中所檢測的第一壓脈帶脈搏波，在SC 1決定的對 應第一振幅 A1。例如，CPU決定藉由依據上述壓力範圍 所檢測的第一壓脈帶脈搏波獲得的第一振幅A 1的平均除 以依據在相同壓力範圍所檢測的第二壓脈帶脈搏波獲得的 第二振幅A2的平均獲得的値當作放大因數N。 接著，在對應於振幅校正機構78之SC4中，CPU以 在SC3中決定的放大因數N乘上在SC2中連續決定的每 一第二振幅A2，藉以獲得第二壓脈帶脈搏波的連續心跳 -25- (21) (21)!300707 同步脈搏之各自被校正第二振幅 A2 -1。如此獲得的被校 正第二振幅A2-1實質上等於在SCI中爲第一壓脈帶脈搏 波的連續心跳同步決定的對應第一振幅A 1。 然後，在對應於振幅差決定機構80之SC5中，CPU 自在SC4中決定之每一被校正第二振幅A2-1減去在SCI 中決定的對應第一振幅 A 1，藉以決定第一或第二壓脈帶 脈搏波的每一連續心跳同步脈搏之振幅差△ A。 接著，CPU的控制到對應於血壓決定機構82之SC6 及SC7。首先，在SC6中，依據在SC5決定的振幅差ΔΑ 的變化、第一振幅A1的變化、或第二振幅A2的變化， ，CPU決定身體的血壓値BP (即心臟收縮，平均，及心 S臧舒張血壓値B P s Y S，Β Ρ Μ E A N , B P D I A )。例如，C P U識別 在按壓壓力減少期間連續獲得之的一振幅差値△ A，該一 振幅差値是首先超過等於振幅差△ A的最大一個之1 0%的 參考値者，並決定在檢測對應於被識別的振幅差値△ A的 心跳同步脈搏時之第一壓脈帶壓力PC 1値當作身體的心 臟收縮血壓BP SYS。此外，CPU決定在檢測振幅差△ A的 最大一個或第一振幅A1時之第一壓脈帶壓力PC1値當作 身體的平均血壓BPMEAN ;及依據一般示波方法，即依據 振幅差△ A或第一振幅 A1決定身體的心臟舒張血壓 B P D I A 0 接著，在SC7中，CPU操作顯示裝置68顯示在SC6 決定的心臟收縮，平均，及心臟舒張血壓値 BPSYS， BPmean，BPdia。如此’完成本常式。 -26- (22) (22)1300707 在上述實施例中，振幅校正機構7 8 ( S C4 )校正自停 止穿戴壓脈帶1 2之區的動脈20中血流的壓力範圍之第二 橡膠袋1 4獲得的第二振幅A2，使得每一被校正第二振幅 A2-1實質上等於自第一橡膠袋16獲得的對應第一振幅 A1。振幅差決定機構80 ( SC5 )決定由振幅校正機構78 (SC4 )決定的被校正第二振幅A2-1及自第一橡膠袋16 獲得的第一振幅 A1之間的振幅差値△ A。如此，振幅差 値△ A顯示淸楚的上升點。然後，依據振幅差決定機構 8〇 ( SC5 )決定的振幅差値△ A之變化，血壓決定機構82 (SC6及SC7 )決定心臟收縮血壓BPSYS。因此，心臟收 縮血壓B P s γ s享有高度準確性。 接下來，將說明另一本發明實施例。圖7爲說明不同 於上述兩血壓測定裝置之另一血壓測定裝置的CPU 62之 主要控制功能的示意圖。在圖7中，壓脈帶壓力改變裝置 或機構70、第一振幅決定裝置或機構72、及第二振幅決 定裝置或機構74各自與圖4的那些相似部分70，72，74 具有相同功能。 振幅比例計算裝置或機構84計算由第一振幅決定機 構72決定的每一第一振幅A1及由第二振幅決定機構74 決定的對應第二振幅A1中的其中之一，對上每一第一振 幅Αι及對應第二振幅A2的其中之一（即r = A1/A2或 A2/A 1 )的比例，r。此處，需注意計算出比例r的每一第 一振幅Ai及對應第二振幅A2係由動脈20的同一脈動所 產生的第一及第二壓脈帶脈搏波之各自心跳同步脈搏所獲 -27- (23) (23)1300707 得。即，用於計算比例r之每一第二振.幅A2是自第二壓 脈帶脈搏波的心跳同步脈搏獲得，第二壓脈帶脈搏波的心 跳同步脈搏被檢測的的時間實質上與檢測獲得用於計算比 例r的第一振幅Ai之第一壓脈帶脈搏波的心跳同步脈搏 之時間相同。雖然可爲第一振幅決定機構72決定的所有 第一振幅Ai及第二振幅決定機構74決定的所有第二振幅 A2決定振幅比例I*，但是只可爲部位落在預先由範圍決定 機構8 8決定的範圍之一部分預選的（a )第一振幅A1或 (b )第二振幅A2決定隨後將說明的振幅比例r，或平滑 振幅比例1*5。 如上述，即使在第一壓脈帶壓力PC 1高於身體的心 臟收縮血壓BPSYS的狀態中，動脈脈動所產生的壓力振盪 被傳輸到第一橡膠袋1 6的近側端，及因此代表第一振幅 値A1變化的曲線在心臟收縮血壓BPSYS#法顯示淸楚的 上升點。同時，在上述狀態中，第二橡膠袋14只接收自 第一橡膠袋1 6以間接或微弱方式傳輸的壓力振盪。另一 方面，在第一壓脈帶壓力PC1低於心臟收縮血壓BPSYS的 狀態中，第二橡膠袋1 4直接接收位在壓脈帶1 2下面的動 脈2〇脈動，及因此代表第二振幅値A2變化的曲線比代 表第一振幅値A1變化的曲線在心臟收縮血壓BPSYS顯示 較淸楚的上升點。然而，因爲第二橡膠袋14接收在第一 橡膠袋1 6產生的壓力振盪，所以每一第二振幅値A2皆 含有代表在第一橡膠袋16產生的壓力振盪之部分，及因 爲此部分，所以在代表第二振幅値A2變化的曲線上之上 -28- (24) (24)1300707 升點多少有些不大淸楚。在對照之下，因爲振巾畐&彳列r胃 自第一振幅A1及第二振幅A2獲得，所以上述部分被抵 銷並因此代表振幅比例r變化的曲線顯示淸楚的上升點° 振幅比例平滑裝置或機構8 6根據諸如中位數濾套方 法、移動平均方法、或平滑微分方法等眾所皆知的數學方 法，平滑振幅比例計算機構84計算的振幅比例Γ ’並如 此提供平滑振幅比例r。在中位數濾套方法中’以由每一 比例r及在每一比例r之前或之後的各自相同數目（如1 或2 )的比例r組成的預設數目（如3或5 )之振幅比例r 的中位數取代連續被計算的每一振幅比例r °在平滑微分 方法中，根據下面式子1，以獲得的中間差之線性和微分 連續被計算的每一振幅比例r : (式子 1) y(k) = d/2· /7=1 此處，d是依據樣本期T決定的値；N是度；及cn 是係數。 例如，d = 1，N = 1，及C1 = 1。式子1指出該平滑 微分方法只由低度加法及減法的計算組成。因爲此方法顯 示令人滿意的結果，所以已知被當作處理自身體獲得的信 號之有用的方法。 代表振幅比例r變化的曲線在不同於身體的心臟收縮 血壓BP SYS點可暫時（或立刻）大大地變化。在心臟收縮 血壓BPSYS是依據代表振幅比例r變化的曲線決定的狀態 中，心臟收縮血壓BPSYS可能依據上述暫時的大變化被錯 誤決定。爲了解決此問題，振幅比例平滑機構86平滑可 -29- (25) (25)1300707 能出現在代表振幅比例的曲線之暫時的大變化。 範圍決定機構8 8決定預選的（a )第一振幅A 1或（b )第二振幅A2之上升範圍，使得下述的血壓決定機構9〇 依據自落在如此決定的上升範圍之一部分預選的第一或第 二振幅A 1或A2計算出的一部分振幅比例r或平滑振幅 比例r’決定身體的心臟收縮血壓BPSYS。上升範圍可定義 成高於對應於預選的第一或第二振幅A1或A 2之峰値（ 最大値）的壓力之第一壓脈帶壓力PC1的高壓範圍。如 此，即使代表振幅比例r或平滑振幅比例r，之曲線可能在 緩慢減少第一壓脈帶壓力P C 1結束的低壓範圍大大變化 ，低於對應於預選的第一或第二振幅A1或A2之峰値的 壓力之第一壓脈帶壓力P C 1的低壓範圍亦被排除在上升 範圍之外，因此可防止測定錯誤的心臟收縮血壓BPSYS。 即依據自落在如此決定的上升範圍之一部分預選的第一或 第二振幅A1或A2計算出的振幅比例r或平滑振幅比例 r’ ’血壓決定機構90可決定身體的心臟收縮血壓BPSYS。 依據由振幅比例計算機構84自落在範圍決定機構8 8 決定的上升範圍之一部分預選的第一或第二振幅A 1或A2 計算出的振幅比例r，或依據由振幅比例平滑機構8 6自 落在範圍決定機構8 8決定的上升範圍之一部分預選的第 一或第二振幅A1或A2計算出的平滑振幅比例r ’， 血壓 決定機構90決定身體足踝19的心臟收縮血壓BPSYS。如 上述，代表振幅比例r或平滑振幅比例r，之曲線在身體的 心臟收縮血壓BPSYS大幅變化。因此，血壓決定機構90 •30- (26) (26)1300707 依據自上述上升範圍獲得的每一振幅比例r或平滑振幅比 例 r ’之變化超過參考値決定足踝 1 9的心臟收縮血壓 BPSYS。例如，血壓決定機構90計算每一平滑振幅比例r5 的上述部位之變化比例，d，選擇大於參考變化比例，dST ，的所有變化比例d，決定如此選擇的大幅變化比例d中 的其中之一，使得如此決定的一個大幅變化比例d對應於 各自對應選定的大幅變化比例d之第一壓脈帶壓力値PC 1 的最高一個，及最後決定對應於如此選定的一個變化比例 d之最高第一壓脈帶壓力値PC1當作身體的心臟收縮血壓 BPSYS。此外，根據一般示波方法，血壓決定機構90依據 弟一振幅決定機構7 2決定的第一振幅A 1或第二振幅決 定機構74決定的第二振幅A2決定平均血壓BPMEAN及心 臟輸張血壓BPDIA。決定機構90操作顯示裝置68顯示如 此決定的血壓値BPSYS等。 圖8爲代表圖7之CPU 62的控制功能，即信號處理 常式之流程圖。 在圖5的信號獲得常式之後，執行圖8的信號處理常 式代替圖6的信號處理常式。 在圖8中，首先，CPU完成對應於第一振幅決定機構 72之SD1。在SD1中，CPU決定在圖5的SB7中連續讀 入之之第一脈搏波信號SM 1所代表的第一壓脈帶脈搏之 每一連續心跳同步脈搏的第一振幅A 1，並在R A Μ 6 6的 規定記憶體區儲存如此決定的每一心跳同步脈搏之第一振 幅A1及在出現具有被決定的第一振幅A1之每一心跳同 - 31 - (27) (27)1300707 步脈搏時的第一壓脈帶壓力p C 1値。 接著，在對應於第二振幅決定機構74之SD2中， CPU決定在圖5的SB7連續讀入之第二脈搏波信號SM2 所代表的第二壓脈帶脈搏波之每一連續心跳同步脈搏的第 二振幅 A2，並在RAM 66另一規定的記憶體區儲存如此 決定的每一心跳同步脈搏之第二振幅A2及在出現具有被 決定的第二振幅 A2之每一心跳同步脈搏時的第一壓脈帶 壓力P C 1値。 然後，在對應於振幅比例計算機構84之SD3中， CPU計算在SD1決定的第一壓脈帶脈搏波之每一連續脈 搏的第一振幅A1對上在SD2決定的第二壓脈帶脈搏波之 連續脈搏的對應第二振幅A2之比例I*，即r = A1/A2。 接著，在對應於振幅比例平滑機構8 6之SD4中，根 據例如上述中位數濾套方法，CPU平滑在SD3計算的振 幅比例r，並提供第一及第二壓脈帶脈搏波的各自脈搏之 平滑振幅比例r 5。 在對應於範圍決定機構88之SD5中，CPU決定在 S D 1決定的第一振幅A 1之最大一個，決定高於在出現最 大第一振幅A1時的壓脈帶壓力PC1之上升範圍，並自在 SD4計算出的第一及第二壓脈帶脈搏波的各自脈搏之平滑 振幅比例r 5，選擇在壓脈帶壓力PC 1變化在上升範圍的 同時出現之第一及第二壓脈帶脈搏波的一部位脈搏所獲得 的平滑振幅比例r 5。 然後，控制到對應於血壓決定機構90之SD6及SD 7 (28) (28)1300707 。首先，在SD6中，CPU依據在SD5選擇的平滑振幅比 例r’決定身體的心臟收縮血壓BPSYS。例如，控制裝置40 計算選定的平滑振幅比例r5每一個（ri ’）對上下面選定 的平滑振幅比例r5 ( r2’）之變化比例，d ( = iV/rV )， 選擇一或多個大於參考變化比例，dST，之變化比例d，決 定一個如此選定的大幅變化比例d，使得如此決定的一個 大幅變化比例d對應於各自對應於選定的大幅變化比例d 之壓脈帶壓力値PC 1的最高一個，及最後決定對應於決 定的一大幅變化比例d之最高壓脈帶壓力PC 1當作身體 的心臟收縮血壓BPSYS。此外，根據一般示波方法，CPU 依據第一振幅 A1或第二振幅 A2決定身體的平均血壓 BPmean及心臟舒張血壓BPdia。 接著，在SD7中，CPU操作顯示裝置68顯示如在 SD6決定的心臟收縮、平均、及心臟舒張血壓値。BPSYS ，BPmean，及BPdia。如此，完成本常式。 在上述實施例中，第一振幅決定機構7 2 ( SD 1 )決定 在第一袋1 6的壓力緩慢變化的同時，在第一橡膠袋1 6產 生的第一壓脈帶脈搏波之連續心跳同步脈搏的各自第一振 幅 A1 ;第二振幅決定機構74 ( SD2 )決定在第一橡膠袋 1 6的壓力緩慢變化的同時，在第二橡膠袋1 4產生的第二 壓脈帶脈搏波之連續心跳同步脈搏的各自第二振幅 A2 ; 振幅比例計算機構84 ( SD3 )計算第一振幅A1對上第二 振幅A2之各自比例r ;及血壓決定機構90 ( SD6及SD7 )依據振幅比例r決定身體的心臟收縮血壓B P s y s。因爲 -33- (29) 1300707 振幅比例r在心臟收縮血壓BPSYS明顯大幅變 壓決定機構90 ( SD6及SD7)可決定依據振幅 收縮血壓BPSYS。如此，本裝置可獲得準確的 縮血壓B P s y s。 雖然在參照圖式的較佳實施例中已詳細說 但應明白用別的方法亦可具體實施本發明。 例如，在每一說明的實施例中，壓脈帶1 在足踝1 9。但壓脈帶1 2亦可修改成纏繞在I 之外的身體部位，諸如大腿部或臂部等。 在每一說明的實施例中，膨脹第一及第二 1 4的膨脹流體是空氣。但是，亦可使用其他 或各種液體當作膨脹第一及第二橡膠袋1 6，1 體。 在每一說明的實施例中，第二橡膠袋1 4 實質上與第一橡膠袋16的相同。但是，因爲 1 4是用以檢測自壓脈帶1 2所纒繞的身體部仓 產生的脈搏波，所以第二袋1 4只需要位在動朋 方。因此，第二袋I4的長度尺寸可短於第一袋 尺寸。 在每一說明的實施例中，第二橡膠袋1 4 1 2的最末稍或下游位置。但是，第二袋1 4亦 膠袋1 6的下游側半部位內，位在最下游位置 置。此外，第二橡膠袋14位在最下游位置的 。例如，第二袋1 4被設置成第二袋1 4的上游 化，所以血 比例r心臟 身體心臟收 明本發明， 2適於纏繞 令了足踝1 9 橡膠袋16, 種類的氣體 4的膨脹流 的長度尺寸 第二橡膠袋 乙之動脈2 0 ^ 2 0的正上 I 1 6的長度 位在壓脈帶 可在第一橡 的上游之位 下游之位置 端與第一袋 - 34- (30) (30)1300707 1 6的下游端接觸。即第二袋1 4被設置成第二袋1 4不與 第一袋1 6部分重疊。在後面例子中，可省略遮蔽板22。 在圖1到3的第一實施例中，若在圖3的S A1 0中， CPU判斷振幅A的上升點已出現，則在S 1 1中CPU決定 當作第一橡膠袋16的按壓壓力之第一壓脈帶壓力PC1的 現値當作身體的心臟收縮血壓BPSYS。但是，在那時間點 ，由第一橡膠袋16按壓第二橡膠袋14。因此，第二袋14 的靜壓等於第一袋1 6的靜壓。如此，可以依據第二袋1 4 的靜壓決定身體的心臟收縮血壓BPSYS。 在圖4到6的第二實施例中，振幅校正機構7 8校正 由第二振幅決定機構74決定的第二振幅A2，使得由第一 振幅決定機構7 2決定的第一振幅A 1實質上各自等於對 應的、被校正的第二振幅A25。但是，可以校正第一振幅 A 1，使得被校正的第一振幅A 1實質上各自等於對應的第 二振幅A2。 在圖7及8的第三實施例中，範圍決定機構8 8 ( SD 5 )決定上升範圍，使得血壓決定機構90 ( SD6及SD7 ) 使用依據落在如此決定的上升範圍之一部位第一或第二振 幅A1或A2所獲得的平滑振幅比例r’，決定心臟收縮血 壓BPSYS。但是，可省略範圍決定機構88，及如下決定心 臟收縮血壓BPSYS :血壓決定機構90在開始具有各自對 應於比例r5 (或比例r )之壓脈帶壓力値PC 1的最高一個 之狀況下，決定每一平滑振幅比例r5 (或每一振幅比例r )的變化比例d。在此例中，可決定首先超過參考變化比 - 35- (31) (31)1300707 例dST的對應於平滑振幅比例r5 (或振幅比例r )之壓脈 帶壓力値PC1當作心臟收縮血壓BP SYS。另外，血壓決定 機構9 0在開始具有各自對應於比例r5 (或比例r )之壓 脈帶壓力値PC 1的最高一個之狀況下’以規定的臨界値 TH比較每一平滑振幅比例I*5 (或每一振幅比例r )。在 後面例子中，可決定首先超過臨界値TH的對應於平滑振 幅比例I·7 (或振幅比例r )之壓脈帶壓力値PC 1當作心臟 收縮血壓B P s γ s。 應明白在不違背本發明的精神及範圍之下，精於本技 藝之人士可用其他變化、改良、及修正具體實現本發明。 【圖式簡單說明】 當連同附圖一起考慮並閱讀下面本發明的較佳實施例 之詳細說明時，將可更瞭解本發明的上述及其他目的、特 徵' 及優點。附圖如下： 匬1 1爲說明使用本發明之血壓測定裝置的電路系統之 示意圖； 圖2爲圖〗的壓脈帶纏繞在人體足踩及以壓脈帶咬合 足踝的動脈之狀態圖； 圖3爲代表圖1的血壓測定裝置之CPU (中央處理器 )的主要控制功能之流程圖； 圖4爲說明不同於圖1的血壓測定裝置之血壓測定裝 ® @ CPU的主要控制功能之示意圖； 圖5爲代表圖4的CPU之一部分主要控制功能，即 -36- (32) 1300707 信號獲得常式之流程圖； 圖6爲代表圖4的CPU之另一部分主要控制功能， 即信號處理常式之流程圖； 圖7爲說明不同於上述兩血壓測定裝置之血壓測定裝 置的CPU的主要控制功能之示意圖； 圖8爲代表圖7的CPU之一部分主要控制功能，即 信號處理常式之流程圖。
主要元件對照表 10 血 壓 測 定 裝 置 12 膨 脹 壓 脈 帶 14 第 二 橡 膠 袋 16 第 一 橡 膠 袋 18 帶 狀 袋 19 足 踩 20 動 脈 22 遮 蔽 板 24 第 一 管 道 26 開 關 閥 28 第 -- 壓 力 感 測器 30 分 支 管 道 32 管 道 34 空 氣 泵 36 第 二 管 道
-37- (33) 第二壓力感測器 分支管道 電磁閥 靜壓濾波電路 脈搏波濾波電路 A/D (類比對數位）轉換器 控制裝置 A/D (類比對數位）轉換器 第二靜壓'濾波電路 第二脈搏波濾波電路 A/D (類比對數位）轉換器 A/D (類比對數位）轉換器 CPU (中央處理器） ROM (唯讀記憶體） RAM (隨機存取記憶體） 顯示裝置 壓脈帶壓力改變機構 第一振幅決定機構 第二振幅決定機構 放大因數決定機構 振幅校正機構 振幅校正機構 振幅差決定機構 血壓決定機構 -38- (34) 振幅比例計算機構 振幅比例平滑機構 範圍決定機構 血壓決定機構 第一壓脈帶壓力信號 第二壓脈帶壓力信號 第一脈搏波信號 第二脈搏波信號 第一壓力信號 第二壓力信號 -39