WO2007072647A1 - 血圧値を算出する電子血圧計 - Google Patents

血圧値を算出する電子血圧計 Download PDF

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WO2007072647A1
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cuff
pulse wave
blood pressure
air bag
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Yoshihiko Sano
Akihisa Takahashi
Shingo Yamashita
Yukiya Sawanoi
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Omron Healthcare Co., Ltd.
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    • A61B5/02225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the oscillometric method

Definitions

  • the present invention relates to an electronic sphygmomanometer that measures blood pressure by compressing a measurement site such as the upper arm of a living body with an air bag, and in particular, an air bag generated based on a change in volume of a blood vessel compressed through an air bag.
  • the present invention relates to an electronic sphygmomanometer that calculates blood pressure values according to changes in internal pressure.
  • an electronic blood pressure monitor using an oscillometric method has been provided.
  • this electronic sphygmomanometer by adjusting the internal pressure of the air bag in the cuff attached to a part of the measurement site of the living body (hereinafter referred to as the cuff pressure), it is based on the volume change of the blood vessel compressed at the measurement site.
  • the blood pressure value is calculated according to the change in the internal pressure of the air bag (hereinafter referred to as a pressure pulse wave).
  • a pressure pulse wave the change in the internal pressure of the air bag
  • the air bag has a predetermined maximum volume, and is made of a stretchable resin material that can be varied within a range by injecting and exhausting air so that the volume does not exceed the maximum volume.
  • the volume change of the blood vessel with respect to pulsation also changes.
  • the volume change of the blood vessel is detected as a pressure pulse wave superimposed on the cuff pressure, and the pulse wave envelope formed by the detected pressure pulse wave (from the set of pressure pulse waves) Based on this curve, the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value are calculated.
  • the procedure for calculating blood pressure and pulse rate based on the pulse wave envelope is in accordance with known procedures, and details thereof are omitted.
  • the change in cuff pressure accurately reflects the change in arterial volume during blood pressure measurement. If the transmission sensitivity changes during the process of transmitting as arterial volume change force cuff pressure, it will cause a drop in blood pressure measurement accuracy.
  • the cuff state (the degree of strength of the cuff wrapped around the measurement site (i.e., the volume of the air bag), the size of the arm circumference of the measurement site being wound, the softness of the measurement site) Etc.), the magnitude of the pressure change obtained for the same vascular volume change changes. It is.
  • Cuff compliance (mlZmm Hg).
  • the magnitude of the pressure change for the same volume change is as large as cuff compliance! / ⁇ / J.
  • FIG. 14 schematically shows the relationship between the cuff compliance Cp corresponding to the change in cuff pressure and the amplitude (mmHg) of the pulse wave signal.
  • the relationship (A) in Fig. 14 shows the change in cuff compliance Cp with respect to the change in cuff pressure.
  • the straight line segment A shows a case where the volume change rate of the cuff accompanying the change of the cuff pressure is constant, that is, the value of the cuff compliance Cp is constant (parallel) to the change of the cuff pressure.
  • the relationship (B) in FIG. 14 shows the case where a cuff having an air bag in which the cuff compliance Cp is detected as shown in line A and curve B of the relationship (A) is wrapped around the measurement site (upper arm).
  • the change in the amplitude of the pulse wave signal detected in parallel is indicated by symbols A1 and B1.
  • the cuff compliance Cp value is constant with respect to the cuff pressure (line segment A)
  • the detected pulse wave amplitude is indicated by the symbol A1
  • the cuff compliance Cp varies with the cuff pressure
  • the pulse wave amplitude indicates the volume fluctuation of the blood vessel compressed by the cuff.
  • the pulse wave amplitude is accurate.
  • the cuff compliance Cp fluctuates with respect to the cuff pressure as in the force curve B that enables blood pressure measurement
  • the pulse wave amplitude indicating the detected pulse wave component is distorted due to the fluctuation. Therefore, distortion also occurs in the pulse wave envelope formed by connecting a plurality of pulse wave signals.
  • the distortion of the pulse wave amplitude is distorted so that the amplitude is increased on the high pressure side of the cuff pressure, and is distorted so that the amplitude is decreased on the low pressure side.
  • the air bag The pressure pulse wave showing the volume fluctuation of the blood vessel compressed by the cuff is distorted to be larger than the pressure pulse wave amplitude showing the actual blood volume fluctuation value.
  • the cuff pressure is low, the air in the air bag is in a small state, so that the amplitude of the pressure pulse wave indicating the volume fluctuation of the blood vessel compressed by such a cuff is distorted so as to become small. . Therefore, in the state where the air is drawn into and out of the air bag as shown by the curve B, the blood pressure measurement accuracy must be lowered due to the above-described distortion component.
  • Fig. 15 shows the relationship between the cuff compliance Cp according to the change in cuff pressure and the pulse wave amplitude when the cuff is wrapped around the measurement site (upper arm). ).
  • curves A and B show the relationship between cuff compliance Cp and pulse wave amplitude when the arm circumference is long and short.
  • relation (B) in FIG. 15 the change in the amplitude of the pulse wave detected when the cuff pressure change is similar to that in relation (A) is represented by the pulse wave signal of code A1 and the wave signal of code B1. Indicated by pulse wave signal.
  • the pulse wave signal of symbol A1 corresponds to the case where the cuff compliance Cp changes as shown by the curve A
  • the pulse wave signal of the symbol B1 corresponds to the case where the cuff compliance Cp changes as shown by the curve B.
  • the larger the arm circumference the larger the volume of the air bag of the cuff that is wound than the shorter one, so the volume change (volume change rate) of the air bag necessary to increase to the specified cuff pressure is
  • the longer circumference is larger than the shorter one, and as a result, the detected pulse amplitude is smaller for the arm circumference than for the short arm.
  • the ratio of the cuff compliance Cp varies depending on the thickness of the arm between the high cuff pressure side and the low cuff pressure side.
  • the ratio b2Zbl of the high pressure side and low pressure side cuff compliance Cp for the small arm size of curve B is different from the a2Zal of the cuff compliance Cp for the large arm size of curve A. Therefore, the detected pulse wave amplitude is greatly distorted depending on the thickness of the arm.
  • FIG. 16 shows the relationship between the cuff compliance Cp according to the change in the cuff pressure and the pulse wave amplitude when the cuff is wrapped around the measurement site (upper arm). Hard).
  • curve C and curve D show the relationship between force compliance Cp and pulse wave amplitude when the arm is soft and when it is hard.
  • the relationship (B) in FIG. 16 shows the change in the amplitude of the pulse wave detected when the cuff pressure change is similar to that in the relationship (A). Indicated by pulse wave signal. Mark The pulse wave signal of No. CI corresponds to the case where the cuff compliance Cp changes as shown by the curve C, and the pulse wave signal of the code D1 corresponds to the case where the cuff compliance Cp changes as shown by the curve D. As shown in the figure, when increasing the pressure to the same cuff pressure, if the measurement site (arm) is soft, the required cuff air volume will increase more than if it is hard, and the detected pressure pulse wave amplitude will be hard Smaller than.
  • the ratio of the cuff compliance Cp differs depending on the softness of the arm between the high side and the low side of the cuff pressure.
  • the ratio d2 / dl of the cuff compliance Cp between the high pressure side and the low pressure side when the arm of the curve D is stiff and the c2Zcl of the cuff compliance Cp when the arm of the curve C is soft are different. Therefore, the pulse wave amplitude detected by the softness of the arm is greatly distorted.
  • the ratio of the soft, arm-hard, arm-cuff compliance varies depending on the cuff pressure, the pulse wave amplitude is distorted, and the blood pressure measurement accuracy is the softness of the arm. It depends on the hardness and changes.
  • Fig. 17 shows the relationship between cuff compliance Cp and pulse wave amplitude according to the change in cuff pressure when the cuff is wrapped around the measurement site (upper arm). It is shown corresponding to.
  • curves E and F show the relationship between cuff compliance Cp and pulse wave amplitude when tightly wound and when loosely wound.
  • the pulse wave is distorted due to the fact that the volume change rate of the cuff is not constant (see relation (A) in Fig. 17). As a result, the measurement accuracy of blood pressure decreases due to the influence of the winding state.
  • JP-A-5-329113 a volume change characteristic of the cuff with respect to the cuff pressure is prepared in advance, and a signal of the cuff pressure change is converted back into a volume change, and the blood pressure value is corrected using the converted signal. Shows how to measure. This method requires the cuff pressure and volume change characteristics to be given in advance.
  • JP-A-11 309119 and JP-A-11 318835 there is provided a pressing means for supplying a predetermined amount of fluid to the compression fluid bag for compressing the human body and pressing the compression fluid bag against the living body.
  • a sphygmomanometer cuff is shown.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Application Laid-Open No. 5-329113
  • Patent Document 2 Japanese Patent Laid-Open No. 11 309119
  • Patent Document 3 Japanese Patent Laid-Open No. 11-318835
  • Patent Document 4 Japanese Patent Laid-Open No. 5-269089
  • an object of the present invention is to provide an electronic sphygmomanometer with high measurement accuracy that suppresses the effect of a change in compliance (a change in the volume of the force relative to a pressure change in the cuff) on the pulse wave component. Is to provide.
  • an electronic sphygmomanometer includes a measurement air bag in which a certain amount of air is sealed and compresses a measurement unit, and a pressure sensor that detects a pressure signal of an internal pressure of the measurement air bag.
  • a pressure detector detects the pulse wave amplitude included in the pressure signal detected by the pressure detector and the pressure detector.
  • a compression unit that compresses the blood pressure, and a blood pressure calculation unit.
  • the internal pressure and volume changing force of the measurement air bag sealed with a certain amount of air The information of the obtained cuff compliance characteristic is stored in advance, and the blood pressure calculation unit is stored in the measurement air bag by the compression unit.
  • the pulse wave detection unit detects the pulse wave amplitude by the pulse wave detection unit, and the pulse detected by the pulse wave amplitude detection unit And a correction unit that corrects the wave amplitude using information of cuff compliance characteristics stored in advance, and calculates blood pressure based on the pulse wave amplitude corrected by the correction unit.
  • the correction unit includes a first correction unit that corrects the information of the cuff compliance characteristic stored in advance so as to show a constant cuff compliance with respect to a change in internal pressure, and stores the cuff compliance stored in advance.
  • the pulse wave amplitude detected by the pulse wave amplitude detection unit is corrected according to the correction amount of the characteristic information by the first correction unit.
  • the correction unit detects the pulse wave amplitude detected at an internal pressure lower than the internal pressure indicated by the pressure signal detected by the pressure detection unit when a pulse wave amplitude peak is detected by the pulse wave amplitude detection unit.
  • the pulse wave amplitude detected at high internal pressure is corrected to be small.
  • the cuff compliance characteristic indicates a characteristic in which a change in volume with respect to a change in internal pressure is approximated by a straight line having a gentle slope.
  • the compression unit is provided on the outer periphery of the blood pressure measurement air bag that compresses the measurement site, and expands or contracts to reduce or expand the inner diameter, and with respect to the measurement air bag, Includes a compression air bag that changes the pressure applied from the outside.
  • the compression portion is provided on an outer periphery of a blood pressure measurement air bag that compresses the measurement site.
  • the tension applied to the band-shaped member is adjusted to reduce or extend the inner diameter of the band-shaped member, thereby changing the pressure applied from the outside to the measurement air bag.
  • a constant amount of air is always sealed at the measurement site, that is, a measurement air bag having a constant volume is compressed by the compression portion.
  • a measurement air bag having a constant volume is compressed by the compression portion.
  • the measurement air bag is wrapped around the measurement site in different ways (tight winding, loose winding), the size of the measurement site wrapping, the softness of the measurement site, etc.
  • Artifacts change in volume of measurement bladder
  • blood pressure can be calculated more accurately.
  • FIG. 1 is a blood pressure measurement flowchart according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a block configuration diagram of the electronic blood pressure monitor according to the first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram showing an air system of the electronic blood pressure monitor according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram schematically showing an appearance of the electronic sphygmomanometer of Embodiment 1 and a usage state for blood pressure measurement.
  • FIG. 5 is a diagram schematically showing an example of air system adjustment during blood pressure measurement according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram schematically showing another example of air system adjustment during blood pressure measurement according to the first embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram schematically showing still another example of air system adjustment during blood pressure measurement according to the first embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram schematically showing still another example of air system adjustment during blood pressure measurement according to the first embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining a constant-volume air bag measurement method according to the first embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining a constant-volume air bag measurement correction method according to the first embodiment.
  • FIG. 11 is a block configuration diagram of the electronic blood pressure monitor according to the second embodiment.
  • FIG. 12 is a blood pressure measurement flowchart according to the second embodiment.
  • FIG. 13 is a diagram showing an air system of the electronic sphygmomanometer of Embodiment 2 together with a winding function.
  • FIG. 14 is a diagram schematically showing the relationship between cuff compliance and pulse wave amplitude corresponding to changes in cuff pressure.
  • FIG. 15 is a diagram showing the relationship between cuff compliance and pulse wave amplitude in response to changes in cuff pressure, corresponding to arm size.
  • FIG. 16 is a diagram showing the relationship between cuff compliance and pulse wave amplitude in response to changes in cuff pressure, corresponding to arm softness.
  • FIG. 17 is a diagram showing the relationship between cuff compliance and pulse wave amplitude in accordance with the change in cuff pressure, corresponding to the degree of cuff winding strength.
  • the electronic sphygmomanometer according to the present embodiment is assumed to employ a blood pressure measurement method according to the oscillometric method.
  • the upper arm is assumed as the measurement site, but is not limited to the upper arm, and may be another site, such as a wrist.
  • the electronic blood pressure monitor according to each embodiment employs an arm band that automatically wraps an air bag around a measurement site.
  • the diameter of the air bag for measuring blood pressure is reduced by the inflating force of the air bag for pressure measurement through the curler, or as described later.
  • the wrapping diameter of the arm band with respect to the measurement site of the arm band is increased by the rotation of the motor, and the tension of the arm band is increased so as to be small, but is not limited thereto.
  • FIG. 1 shows a blood pressure measurement flowchart according to the first embodiment.
  • FIG. 2 shows a block configuration of the electronic sphygmomanometer of the first embodiment
  • FIG. 3 shows an air system of the electronic sphygmomanometer of the first embodiment
  • FIG. The appearance of the electronic sphygmomanometer and the state of use for blood pressure measurement are shown schematically.
  • an electronic sphygmomanometer 1 is used to supply or discharge air through a tube (air tube) 53 to a blood pressure measurement air bag 50, a pressure air bag 51, and a blood pressure measurement air bag 50.
  • a blood pressure measurement air system 52, an amplifier 35 provided in association with the blood pressure measurement air system 52, a pump drive circuit 36, a valve drive circuit 37, and an AZD (Analog / Digital) converter 38 are provided.
  • the electronic sphygmomanometer 1 includes a compression air system 54 for supplying or discharging air to and from the compression air bag 51 via a tube 55, an amplifier 45 provided in association with the compression air system 54, a pump A drive circuit 46, a valve drive circuit 47, and an AZD modification 48 are provided. Furthermore, the electronic sphygmomanometer 1 stores various information such as a CPU (Central Processing Unit) 30 for centrally controlling and monitoring each part, a program for causing the CPU 30 to perform a predetermined operation, and a measured blood pressure value. A display 39 for displaying various information including blood pressure measurement results, and an operation unit 41 operated to input various instructions for measurement.
  • a CPU Central Processing Unit
  • the CPU 30 functions as a blood pressure calculation unit 302 that calculates blood pressure based on measurement data.
  • the blood pressure calculation unit 302 includes an amplitude detection unit 302 that detects the amplitude of the pulse wave and a correction unit 304 that corrects the detected pulse wave amplitude.
  • the correction unit 304 includes a first correction unit 305 that corrects the cuff compliance characteristics. [0048]
  • the function of the blood pressure calculation unit 302 is realized by a corresponding program being read from the memory 39 by the CPU 30 and executed.
  • the blood pressure measurement air system 52 is a pressure sensor 32 for detecting and outputting the pressure in the blood pressure measurement air bladder 50 (hereinafter referred to as cuff pressure P), and for supplying air to the blood pressure measurement air bladder 50. It has a valve 34 that is opened and closed to exhaust or seal the air from the pump 33 and the blood pressure measurement bladder 50.
  • the amplifier 35 amplifies the output signal of the pressure sensor 32 and applies it to the AZD converter 38.
  • the AZD converter 38 converts the supplied analog signal into a digital signal and outputs it to the CPU 30.
  • the pump drive circuit 36 controls the drive of the pump 33 based on a control signal given from the CPU 30.
  • the valve drive circuit 37 performs opening / closing control of the valve 34 based on a control signal given from the CPU 30.
  • the compression air system 54 includes a pressure sensor 42 for detecting and outputting the pressure in the compression air bag 51, a pump 43 for supplying air to the compression air bag 51, and a compression air bag 51. It has a valve 44 that is opened and closed to exhaust or seal the air.
  • the amplifier 45 amplifies the output signal of the pressure sensor 42 and supplies it to the AZD converter 48.
  • the AZD converter 48 converts the supplied analog signal into a digital signal and outputs it to the CPU 30.
  • the pump drive circuit 46 controls the drive of the pump 43 in accordance with a control signal given from the CPU 30.
  • the valve drive circuit 47 controls the opening and closing of the valve 44 in accordance with a control signal given from the CPU 30.
  • the electronic sphygmomanometer 1 includes a fixing cylindrical case 57 and a sphygmomanometer main body 58 for fixing the upper arm, which is a measurement site of the subject.
  • the sphygmomanometer main body 58 has an LCD 59 as a display 40 and a lamp 60.
  • the sphygmomanometer main body 58 includes a power switch 61 as an operation unit 41 so that external operation can be performed, a start switch 62 and a stop switch 63 for instructing start and stop of blood pressure measurement.
  • FIG. 4 ( ⁇ ) shows a state in which the upper arm, which is the measurement site of the subject, is inserted through the fixing cylindrical case 57 in order to measure blood pressure.
  • FIG. 3 schematically shows a transverse cross section of the fixing cylindrical case 57 in the use state shown in FIG. 4 ( ⁇ ).
  • the fixing cylindrical case 57 extends from the outer periphery of the upper arm, which is the measurement site, toward the inner peripheral surface of the fixing cylindrical case 57, and the blood pressure measuring air bag 50, whose diameter is the arm of the measurement site. It has a compression curler 56 and a compression air bag 51, which are flexible members on a substantially cylinder deformed in the winding direction of the diameter.
  • the compression air system 54 When air is gradually supplied by the compression air system 54 and the compression bladder 51 is inflated, the diameter of the compression curler 56 is reduced by the action, and accordingly, the compression curler 56 and the human body (upper arm) The blood pressure measurement air bladder 50 interposed therebetween is pressed against the measurement site. As a result, the blood pressure measurement air bladder 50 is wound around the human body (arm) by the compression curler 56 and the compression air bladder 51, and the blood pressure can be measured.
  • the air bag 51 for compression and the air bag 50 for blood pressure measurement are soft salt vinyl, EVA (ethylene-vinyl acetate copolymer), PU, which can be expanded and contracted (variable volume) by discharging or supplying air. It also has the power of resin materials such as (polyurethane).
  • the compression curler 56 has excellent resilience such as PP (polypropylene) and PE (polyethylene), and has a flexible resin material strength.
  • FIG. 1A and 1B show a blood pressure measurement flowchart according to the present embodiment.
  • the program according to this flowchart is stored in advance in the memory 39, and the blood pressure measurement is performed by the CPU 30 reading and executing this program from the memory 39.
  • Step ST1 In the procedure shown in (A) and (B) of FIG. 1, when the measurement subject starts passing through the arm as shown in (B) of FIG. 4, initialization is first performed. (Step ST1). Thereafter, a certain amount of air is supplied to the blood pressure measurement air bladder 50, and the cuff capacity of the blood pressure measurement air bladder 50 is set to a predetermined level (step ST2). Then, air is supplied to the compression air bag 51 to gradually increase its internal pressure (step ST3). As a result, the wound diameter of the compression curler 56 is reduced by the expansion of the compression airbag 51, so that the blood pressure measurement airbag 50 starts to be pressed against the measurement site.
  • step ST4 blood pressure calculation unit 302 performs blood pressure calculation (step ST5) in FIG.
  • step ST6 the blood pressure measurement result is stored in the force memory 39 and displayed on the display 40 (step ST6), and the air in the compression air bag 51 and the blood pressure measurement air bag 50 is rapidly exhausted.
  • the internal pressure becomes atmospheric pressure level and the measurement ends (ST7 ) o
  • step ST5 the CPU 30 can input a cuff pressure detection signal, extract (sample) the pressure pulse wave component superimposed on the input cuff pressure signal, and form a pulse wave envelope
  • the formed pulse wave envelope is corrected using a correction factor obtained in advance 1, and blood pressure is corrected based on the corrected pulse wave envelope. Measurement (calculation) is performed.
  • the above-described blood pressure measurement is not limited to force, which is a method of measurement during decompression that calculates blood pressure in the process of gradually reducing the internal pressure of the compression bladder 51.
  • the measurement may be performed during pressurization in which the blood pressure is calculated in the process of gradually increasing the internal pressure of the compression air bladder 51 in step ST3 and pressurizing.
  • a pulse wave envelope is formed, and the formed pulse wave envelope is obtained in advance, corrected using the correction coefficient, and blood pressure is measured based on the corrected pulse wave envelope ( (Calculation) may be performed.
  • the processing of (A) and (B) in Fig. 1 will be described in detail.
  • the electronic sphygmomanometer 1 is initialized.
  • the valves 34 and 44 are fully opened via the valve drive circuits 37 and 47, and all the air in the blood pressure measurement air bag 50 and the pressure air bag 51 is exhausted.
  • the internal pressure of the blood pressure measurement air bag 50 and the pressure air bag 51 becomes the same level as the atmospheric pressure.
  • CPU30 also adjusts pressure sensors 52 and 54 so that the output is OmmHg.
  • the CPU 30 controls the valve drive circuit 37 to close the valve 34 of the air system 52 for blood pressure measurement.
  • the valve 44 of the compression air system 54 is in an open state.
  • the CPU 30 force pump drive circuit 36 is controlled to drive the pump 33, whereby a certain amount of air is fed into the blood pressure measurement air bag 50 in the direction of the arrow 'F1'.
  • the pump 33 is stopped and the supply of air to the blood pressure measurement bladder 50 is stopped. Therefore, after a certain amount of air has been sent to the blood pressure measurement air bag 50 wound around the measurement site without being pressed from the outside by the pressure air bag 51, It becomes a sealed state.
  • a method for measuring and controlling the flow rate sent by attaching a flow meter can be applied to a certain amount of air volume fed into the blood pressure measurement air bladder 50, but the structure becomes complicated. Therefore, when the CPU 30 controls the pump drive circuit 36 to drive the pump 33, a constant flow rate may be defined based on the constant voltage and drive time. Since the data defining the constant voltage and driving time for a constant flow rate is stored in the memory 39 in advance, the CPU 30 reads the data from the memory 39 and controls the pump drive circuit 36 based on the read data. The As a result, a constant flow rate of air is sent to the blood pressure measurement air bladder 50 by the pump 33.
  • blood pressure measurement is started with a certain amount of air sealed in the blood pressure measurement bladder 50.
  • the volume of the blood pressure measurement bladder 50 inflated with a certain amount of air at this time is defined as an initial volume V. Since the data of the initial volume V is obtained in advance by experiment and stored in the memory 39, it is read and used. Further, the cuff pressure (referred to as initial cuff pressure P) of the blood pressure measurement air bladder 50 at the initial volume is detected via the pressure sensor 32 and stored in the memory 39.
  • the CPU 30 controls the valve drive circuit 47 to close the valve 44 of the compression air system 54 and then controls the pump drive circuit 46 to drive the pump 43 to perform compression.
  • Air is gradually fed into the air bag 51 in the direction of arrow 'F2' in the figure.
  • the compression air bladder 51 is gradually expanded.
  • the end of the compression curler 56 moves in the direction of the arrow 'AR, due to the action of the expansion.
  • the diameter of the compression curler 56 is reduced, and accordingly, the blood pressure measurement bladder 50 interposed between the compression curler 56 and the measurement site is pressed against the measurement portion.
  • the compression air bag 51 continues to expand, and the pressing force applied to the measurement site by the blood pressure measurement air bag 50 continues to rise.
  • the pressure sensor 32 of the blood pressure measurement air system 52 detects the cuff pressure, which is the internal pressure of the blood pressure measurement air bag 50, and a signal indicating the detected cuff pressure. Is fed to CPU 30 via amplifier 35 and AZD variant 38. This In this way, the cuff pressure that is sequentially detected is defined as cuff pressure P.
  • CPU30 is given cuff pressure signal
  • the valve drive circuit 47 is controlled as shown in FIG. Slowly exhaust the air in the air bag 51 in the direction of arrow 'F3' (slow exhaust). As a result, the end of the compression curler 56 moves in the direction of the arrow “BR”, so that the diameter of the compression curler 56 increases. As the diameter increases, the pressure applied to the measurement site by the blood pressure measurement air bag 50 interposed between the compression curler 56 and the measurement site decreases. As a result, the pressure held on the blood pressure measurement site is gradually reduced, and the pressure pulse wave indicating the blood vessel volume fluctuation at the measurement site is detected by the pressure sensor 32 of the blood pressure measurement air system 52. It is superimposed on the cuff pressure signal.
  • the cuff pressure signal detected by the pressure sensor 32 is given to the CPU 30 via the amplifier 35 and the AZD conversion 38.
  • the CPU 30 performs blood pressure measurement (blood pressure calculation) in step ST5 in accordance with the procedure shown in FIG.
  • the CPU 30 inputs the cuff pressure signal given from the pressure sensor 32, and samples the pulse wave signal indicating the pressure pulse wave superimposed on the cuff pressure signal (ST10, ST13). Specifically, the amplitude detection unit 303 detects the amplitude level of the pulse wave signal included in the cuff pressure signal, and detects the detected amplitude level and the cuff pressure level indicated by the cuff pressure signal detected at that time. Store 391 tables in memory 39 in association with each other.
  • step S T15 the peak value of the pulse wave envelope
  • the amplitude level of the detected pulse wave signal is larger than the amplitude level of the pulse wave signal sampled this time
  • the amplitude level of the pulse wave signal sampled this time is associated with the level of the corresponding cuff pressure signal and stored in the memory 39 as peak data 392 ( Update peak data 392).
  • the amplitude of the pulse wave signal sampled this time If the level is not greater than the amplitude level of the pulse wave signal detected immediately before, the peak data
  • the data indicated by the peak data 392 indicates the peak value of the pulse wave envelope.
  • CPU 30 detects that sampling of a predetermined number of pulse wave signals necessary for forming a pulse wave envelope has been completed, that is, the peak value of the pulse wave envelope has been determined. (YES in step ST17), the process proceeds to step ST19 described later, but if it is determined that the peak value has not been determined (NO in step ST17), the process returns to step ST10 and thereafter. This sampling process is repeated in the same manner as described above.
  • correction unit 304 determines Then, a coefficient calculation process for correcting the pulse wave envelope is performed as described later (step ST19). Thereafter, the correction unit 304 corrects the created pulse wave envelope using the correction coefficient, that is, corrects the data in the table 391 (step ST21). Then, blood pressure calculation section 302 determines blood pressure calculation parameters based on the corrected pulse wave envelope data in table 391, that is, calculates systolic blood pressure and diastolic blood pressure based on a well-known procedure (step ST23). .
  • the CPU 30 stores the calculation result of step ST5 in the memory 39 and also displays it on the display 40.
  • step ST6 the CPU 30 controls each part so that the valve 34 of the blood pressure measurement air system 52 and the valve 44 of the compression air system 54 are fully opened as shown in FIG.
  • the air in the blood pressure measurement air bladder 50 and the compression air bladder 51 is rapidly exhausted in the direction of the arrow “F4” in the figure.
  • the compression bladder 51 shrinks, so the end of the compression curler 56 moves in the direction of the arrows 'R1' and 'R2'.
  • the diameter of the compression force unit 56 is the original size.
  • the blood pressure measurement air bag 50 interposed between the pressure curler 56 and the measurement site is measured against the measurement site.
  • the pressing force changes so as to decrease and disappears in the end.
  • the exhaust gas advances in this manner, the internal pressures of the blood pressure measurement air bladder 50 and the compression air bladder 51 are reduced to the atmospheric pressure at the end. This ends the blood pressure measurement.
  • FIGS. 9A to 9C show a constant-volume air bag measurement method according to the present embodiment.
  • a cuff made of the same material, size and configuration as the blood pressure measurement air bag 50 is prepared, and after a predetermined amount of air is put into the cuff, it is sealed.
  • the relationship between the cuff's internal pressure and volume changes. The relationship is expressed by the following equation 1 in the ideal gas state change.
  • V 2 Cuff container,: Insulation index
  • the cuff volume V can be obtained by the following equation 2.
  • Equation 2 assumes that the internal heat is generated between the gas in the cuff and the surroundings due to friction that heat exchange does not occur.
  • the cuff compliance Cp at this time can be calculated by differentiating the equation showing the relationship between the cuff pressure and the cuff volume shown in (A) of FIG. Therefore, the relationship between the cuff compliance Cp and the cuff pressure is shown by the line segment formula in FIG.
  • a predetermined coefficient is used for correction.
  • FIG. 10 shows the cuff compliance C, which shows the volume change rate of the cuff according to the change in the cuff pressure (mmHg) on the horizontal axis. p (ml / mmHg) is indicated.
  • the first correction unit 305 sets a correction coefficient such that the cuff compliance Cp is constant regardless of the change in the cuff pressure ( Calculate as shown in A). That is, the CPU 30 reads data in the table 393 indicating the cuff compliance-cuff pressure characteristic actually measured. As a result, the data of the straight line 70 in FIG. Then, the peak data 392 of the pulse wave amplitude is read from the memory 39. After that, based on the read data of straight line 70 and peak data 392, the cuff compliance-cuff pressure characteristic line 71 where the cuff compliance Cp does not change with respect to the cuff pressure (see (A) in Fig.
  • a straight line 71 is a straight line passing through a predetermined cuff compliance Cp indicated by the straight line 70 (which indicates a cuff compliance Cp corresponding to the cuff pressure at the time when the peak data 392 is detected), and the cuff compliance Cp. Indicate a straight line indicating the characteristic that the cuff compliance Cp does not change even if the pressure changes. That is, the straight line 71 is assumed to be a straight line parallel to the cuff pressure axis as shown in FIG.
  • the first correction unit 305 matches the data of the straight line 70 with the data of the straight line 71. To process. In other words, with respect to the data of the straight line 70, the corresponding cuff compliance Cp is reduced on the low pressure side than the cuff pressure indicated by the peak data 392, and the corresponding cuff compliance Cp is increased on the high pressure side. By rubbing in this way, in (A) of FIG. 10, the value of the cuff compliance Cp indicated by the straight line 70 in the direction of the arrow is corrected (addition / subtraction), and the correction unit 304 can Correct the pulse envelope (pulse wave amplitude) data in Table 391 detected during the decompression process.
  • correction amount for matching the value of the cuff compliance Cp indicated by the straight line 70 in FIG. 10 (A) with the value of the straight line 71 is also referred to as a correction coefficient.
  • correction coefficient data corresponding to each of the cuff pressures indicated by the possible peak data 392 is calculated in advance and stored in the table 394 of the memory 39.
  • the following method is applied for correction.
  • the P—V characteristics were obtained and the obtained P— Calculates the cuff compliance Cp—cuff pressure characteristics based on the V characteristics, calculates the correction coefficient using the calculated cuff compliance Cp—force cuff characteristic, and stores the calculated correction coefficient data in the memory 39.
  • the method applied is not limited to this.
  • the cuff compliance Cp—cuff pressure characteristic data is stored in the table 393 in advance (in the memory 39), and the CPU 30 is based on the peak data 392 read from the memory 39 and the data in the table 393 for each blood pressure measurement.
  • the correction coefficient may be calculated.
  • the procedure for obtaining the correction coefficient in this way is to store the correction coefficient in the memory 39 in advance even if the correction coefficient is stored in the memory 39 in advance as information on the characteristic of the cuff compliance Cp.
  • the correction coefficient may be calculated by the CPU 30 each time blood pressure is measured.
  • the cuff compliance Cp characteristic information includes the correction factor and the cuff compliance Cp characteristic itself. The included data is not limited to these!
  • correction of the pulse wave envelope is performed according to the correction coefficient of cuff compliance Cp according to the information of the cuff compliance characteristic of (A) of FIG.
  • the data stored in the pulse wave envelope table 391 is indicated by the relationship between the cuff pressure indicated by reference numeral 80 and the pulse wave amplitude.
  • the relationship of reference numeral 80 is corrected so as to be the relationship of cuff pressure and pulse wave amplitude of reference numeral 81.
  • the data in the pulse wave envelope table 391 is corrected.
  • the pulse wave amplitude data corresponding to the cuff pressure data indicating a lower pressure than the cuff pressure indicated by the peak data 392 is the table 394 Using the correction coefficient, the amplitude is corrected so as to increase as indicated by reference numeral 81 (see arrow A). This is because the cuff compliance Cp indicating the volume change of the cuff corresponding to a predetermined amount of cuff pressure change is larger as the cuff pressure is lower than the cuff pressure indicated by the peak data 392.
  • the pulse wave amplitude data corresponding to the cuff pressure data indicating a higher pressure than the cuff pressure indicated by the peak data 392 is corrected so that the amplitude becomes smaller as indicated by reference numeral 81 using the correction coefficient of the table 394. (See arrow B). This is because the cuff volume change corresponding to a predetermined amount of cuff pressure change is smaller as the cuff pressure is higher than the cuff pressure indicated by the peak data 392.
  • the correction amount of the pulse wave amplitude according to a certain cuff pressure is detected according to the cuff compliance detected according to the certain cuff pressure and the cuff pressure when the peak of the pulse wave amplitude is detected.
  • the correction amount of the pulse wave amplitude corresponding to a certain cuff pressure can be determined using the correction coefficient. That is, a straight line 71 indicating that the cuff compliance Cp at the cuff pressure is constant, and a straight line 70 indicating that the cuff compliance Cp at the cuff pressure changes gently (a straight line 70 having a gentle slope).
  • the correction amount can be determined by the CPU 30 calculating according to a predetermined calculation formula according to the difference and inclination of the cuff compliance Cp obtained based on the above.
  • the blood pressure calculation unit 302 corrects the corrected pulse wave amplitude and waveform force.
  • the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure are calculated by a known calculation algorithm.
  • the pressure bladder 51 is used to wrap the blood pressure measurement bladder 50 around the measurement site, but instead of the inflation / contraction of the compression bladder 51, the present embodiment Belt tension may be used as in Mode 2.
  • FIG. 11 A functional configuration of the electronic sphygmomanometer 2 of the second embodiment is shown in FIG. 11, a processing flow chart of blood pressure measurement is shown in FIG. 12, and an outline of the winding structure is shown in FIG.
  • the electronic sphygmomanometer 2 in FIG. 11 and the electronic sphygmomanometer 1 in FIG. 2 are different from each other as follows.
  • the electronic sphygmomanometer 2 is provided with a wrapping compression part 97 instead of the compression air bag 51 of FIG. 2, and a CPU 301 instead of the CPU 30, a compression air system 54, an amplifier 45, and a pump drive circuit.
  • a compression fixing part 95 and a motor drive circuit 461 are provided.
  • the other parts of the electronic sphygmomanometer 2 are the same as those of the electronic sphygmomanometer 1 in FIG.
  • the wound compression part 97 operates in the same manner as the compression air bag 51.
  • the compression fixing portion 95 is connected to the winding compression portion 97 via a cable.
  • the compression fixing portion 95 acts to wrap the blood pressure measurement air bag 50 around the measurement site (upper arm) via the wrapping compression portion 97 including the belt 93 and the curler 92.
  • the compression fixing unit 95 includes a winding motor 90 and a torque sensor 96 that detects its winding ability.
  • the detection result of the torque sensor 96 is given to the motor drive circuit 461.
  • the driving of the motor drive circuit 461 is controlled by the CPU 301.
  • the motor drive circuit 461 rotates the winding motor 90 based on the detection result of the torque sensor 96 while being turned on (driven) by the CPU 301.
  • One end of a belt 93 having a belt-like flexible material force is wound around the winding portion 91 of the winding motor 90.
  • the other end of the belt 93 is fixed at a fixing point 951.
  • the electronic sphygmomanometer 2 has a blood pressure measurement bag 50 in which the upper arm is inserted into the inner diameter thereof, and the outer circumference of the blood pressure measurement bag 50 has a good resilience that extends (spreads) outward!
  • a cylindrical curler 92 having a resin material force is also provided, and a belt 93 is provided on the outer periphery of the curler 92. Therefore, when the motor 90 rotates, one end of the belt 93 is wound around the winding portion 91 or unwound from the winding portion 91. As a result, the inner diameter of the wound compression portion 97 composed of the belt 93 and the curler 92 is reduced or extended. This By the action of elongation, the pressing force applied from the outside to the blood pressure measurement bag 50 through the belt 93 and the curler 92 is adjusted.
  • the winding motor 90 rotates in the forward direction.
  • One end of the belt 93 extending from the fixed point 951 by rotating in the forward direction is pulled around the winding portion 91 so that it is pulled in the direction of the dotted arrow in the figure (the other end is fixed at the fixed point 951).
  • the belt 93 moves.
  • the inner diameter of the curler 92 is reduced, and due to the action of the reduction of the inner diameter, the blood pressure measurement air bag 50 interposed between the curler 92 and the measurement part is wound around the measurement part, and the measurement part is It is pressed.
  • the winding motor 90 rotates in the reverse direction or the motor is unlocked.
  • the belt 93 extending from the fixed point 951 is pulled in the direction opposite to the direction of the dotted arrow in the figure, so that the belt 93 wound around the winding portion 91 is released and the belt 93 and the curler 92 are The inner diameter increases. Due to the expansion of the inner diameter, the blood pressure measurement air bag 50 interposed between the curler 92 and the measurement site is released from the measurement site force, and the measurement site is released from the compression.
  • Steps ST1 and ST2 are performed in the same manner as the electronic blood pressure monitor 1.
  • the CPU 301 turns on the motor drive circuit 461.
  • the motor drive circuit 461 drives the winding motor 90 based on the output signal from the torque sensor 96.
  • the belt 93 is pulled in the direction of the dotted arrow, so that the blood pressure measurement air bladder 50 is compressed against the measurement site (step ST3a).
  • winding is performed until the pressure increases to a predetermined force in the same manner as described above.
  • the motor driving circuit 461 rotates the brazing motor 90 in the reverse direction or gradually loosens the motor lock, so that the pressing force pressing the blood pressure measurement air bladder 50 against the measurement site is increased.
  • the pressure gradually decreases, and the cuff pressure of the blood pressure measurement bladder 50 gradually decreases (ST4a).
  • steps ST5 to ST6 are performed as described above.
  • step ST7a the blood pressure measurement air bladder 50 is quickly exhausted in the same manner as in step ST7.
  • the CPU 301 instructs the motor drive circuit 461 to perform the winding mode.
  • the winding of the belt 93 around the winding portion 91 is completely released.
  • the inner diameter of the belt 93 and the curler 92 is sufficiently widened, and the blood pressure measurement air bag 50 is completely separated from the measurement site force.
  • the size of the inner diameter formed by the belt 93 and the curler 92 is restored to the original size, and the blood pressure measurement is completed.
  • the pulse wave envelope can be corrected in the same manner as in the first embodiment. Regardless of the strength of the wrap, blood pressure can be measured accurately.
  • the belt 93 is used as the winding member, but a wire or a thin plate may be used instead.
  • the blood pressure value is calculated.
  • the blood pressure value can be calculated in the same procedure during the pressurization process.

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Abstract

　血圧測定用空気袋（５０）に一定量の空気を入れ、閉鎖させる。ＣＰＵ（３０）は予めＰ－Ｖ特性を測定しておく。測定部位に血圧測定用空気袋（５０）を巻き付ける。血圧測定用空気袋（５０）に外側から圧力を加えることで、血圧測定用空気袋（５０）の内圧を上げるとともに、血管の圧迫を行っていく。この過程で、血圧測定用空気袋（５０）の外側から加える圧力を変化させて血管の容積変化により生じる血圧測定用空気袋（５０）のカフ圧と、圧脈波データを検出する。検出したデータに予め測定しておいＰ－Ｖ特性で得られたカフコンプライアンス特性を圧脈波の補正値として加えることにより、血圧算出を行なう。

Description

血圧値を算出する電子血圧計
技術分野
[0001] この発明は生体の上腕などの測定部位を空気袋により圧迫して血圧を測定する電 子血圧計に関し、特に、空気袋を介して圧迫された血管の容積変化に基づき生じる 空気袋の内圧変化に従い血圧値を算出する電子血圧計に関する。
背景技術
[0002] 従来より、オシロメトリック法を用いた電子血圧計が提供されている。この電子血圧 計では、生体の一部の測定部位に卷付いたカフ内の空気袋の内圧（以下、カフ圧と いう）を調整することにより、測定部位において圧迫された血管の容積変化に基づい て生じる当該空気袋の内圧変化 (以下、圧脈波という)に従い血圧値を算出する。この ような電子血圧計にお!、ては、血管の容積変化がカフ圧変化として正確に反映され ることが重要である。なお、空気袋は所定の最大の容積を有しており、空気を注入 · 排気することでその容積が最大容積を超えな 、範囲で可変となる伸縮自在の榭脂材 料からなる。
[0003] 血圧測定時にカフ圧 (mmHg)が変化すると、拍動に対する血管の容積変化量に も変化が起こる。オシロメトリック法を用いた電子血圧計では、血管の容積変化はカフ 圧に重畳する圧脈波として検出されて、検出された圧脈波によって形成される脈波 包絡線 (圧脈波の集合からなる曲線）に基づき、最高血圧値および最低血圧値が算 出される。脈波包絡線に基づく血圧および脈拍数の算出手順は公知のものに従うの で詳細は略す。
[0004] したがって、血圧測定時にはカフ圧の変化が正確に動脈の容積変化を反映するこ とが望まれて 、る。動脈の容積変化力カフ圧として伝達される過程でその伝達感度 に変化が生じると、血圧測定精度の低下の原因となる。つまり、カフの状態 (カフが測 定部位に巻き付けられている巻きの強さの程度 (すなわち、空気袋の容積)、または 巻き付けられている測定部位の腕周の大きさ、測定部位の柔らかさなど)が変化する と、同じ大きさの血管容積変化に対して得られる圧力変化の大きさが変わってくるの である。
[0005] この伝達時の感度を評価できる一つの指標として、カフコンプライアンス (mlZmm Hg)がある。カフコンプライアンス (Cp=dV/dP)とは、カフ圧変化 (dP)に対するカフの 容積変化 (dV)を表す指標であり、カフコンプライアンス Cpが大き ヽほど伝達感度は 低くなる。つまり、同じ大きさの容積変化に対する圧力変化の大きさは、カフコンブラ ィアンスが大き!/ヽほど/ J、さくなる。
[0006] 図 14には、カフ圧の変化に対応したカフコンプライアンス Cpと脈波信号の振幅（m mHg)の関係が模式的に示される。図 14の関係 (A)においては、カフ圧の変化に対 するカフコンプライアンス Cpの変化が示される。直線の線分 Aは、カフ圧の変化に伴 うカフの容積変化率が一定、すなわちカフコンプライアンス Cpの値がカフ圧変化に 対して一定 (平行)の場合を示して ヽる。カフの空気袋に空気の出し入れがある場合 、同じカフ圧の変化を呈していても、線分 Aとは異なり、曲線 Bのようにカフコンプライ アンスがカフ圧に対して一定とはならず変化する。
[0007] 図 14の関係（B)には、関係 (A)の線分 Aと曲線 Bのようなカフコンプライアンス Cp が検出される空気袋を有するカフを測定部位 (上腕)に巻き付けた場合に、並行して 検出される脈波信号の振幅の変化が符号 A1と B1で示される。カフコンプライアンス Cpの値がカフ圧に対して一定の場合 (線分 A)に検出される脈波振幅は符号 A1で 示されて、カフコンプライアンス Cpがカフ圧に対して変動する場合（曲線 B)、すなわ ちカフの空気袋の容積変化率が一定でない場合に検出される脈波は符号 B1で示さ れる。
[0008] 脈波振幅は、カフによって圧迫された血管の容積変動を示すが、この血管の容積 変動をカフを介して損失なく伝達して、圧力センサなどにより検出された場合には、 正確な血圧測定が可能となる力 曲線 Bのようにカフコンプライアンス Cpがカフ圧力 に対して変動する場合には、その変動に起因して、検出する脈波成分を示す脈波振 幅に歪みが生じる。したがって、この脈波信号を複数個連ねてなる脈波包絡線にも 歪みが発生する。
[0009] 脈波振幅の歪みは、カフ圧の高圧側で振幅が大きくなるように歪み、低圧側では振 幅が小さくなるように歪む。つまり、カフ圧が高圧である場合には空気袋は多くの空気 が送り込まれるため十分に膨張した状態であるから、カフによって圧迫された血管の 容積変動を示す圧脈波の振幅は実際の血管の容積変動値を示す圧脈波振幅よりも 大きくなるように歪み、逆に、カフ圧が低圧である場合には空気袋内の空気は少ない 状態であるから、そのようなカフによって圧迫された血管の容積変動を示す圧脈波の 振幅は小さくなるように歪む。したがって、曲線 Bのような空気袋に空気が出し入れさ れる状態では、上述の歪み成分により血圧測定精度は低下せざるを得な 、。
[0010] 図 15には、カフを測定部位 (上腕）に巻き付けた場合にカフ圧の変化に応じたカフ コンプライアンス Cpと脈波振幅の関係が測定部位である腕のサイズ (腕周の長さ）に 対応して示される。図 15の関係 (A)では、腕周が長い場合と短い場合とでカフコン プライアンス Cpと脈波振幅の関係が曲線 Aと曲線 Bで示される。
[0011] 図 15の関係 (B)には、関係 (A)と同じようなカフ圧変化をさせた場合に検出される 脈波の振幅の変化が符号 A1の脈波信号と、符号 B1の脈波信号により示される。符 号 A1の脈波信号は、曲線 Aのようにカフコンプライアンス Cpが変化した場合に対応 し、符号 B1の脈波信号は、曲線 Bのようにカフコンプライアンス Cpが変化した場合に 対応する。図示されるように、腕周が長いほうが短い方よりも巻き付けられるカフの空 気袋の容積は大きいので、所定カフ圧にまで高めるのに必要な空気袋の容積変動（ 容積変化率）は腕周が長いほうが短いほうよりも大きくなり、その結果、検出される脈 波振幅は腕周の長 ヽ方が短 ヽ方よりも小さくなる。
[0012] また、カフ圧の高い側と低い側でカフコンプライアンス Cpの比が腕の太さによって 異なる。つまり、曲線 Bの腕サイズ小での高圧側と低圧側のカフコンプライアンス Cp の比 b2Zblと曲線 Aの腕サイズ大でのカフコンプライアンス Cpの a2Zalとは異なる 。したがって、腕の太さによって、検出される脈波振幅には大きく歪が生じる。
[0013] 図 16には、カフを測定部位 (上腕）に巻き付けた場合にカフ圧の変化に応じたカフ コンプライアンス Cpと脈波振幅の関係が測定部位である腕の柔らかさ（柔ら力 、·硬 い）に対応して示される。図 16の関係 (Α)では、腕が柔らかい場合と硬い場合とで力 フコンプライアンス Cpと脈波振幅の関係が曲線 Cと曲線 Dで示される。
[0014] 図 16の関係 (B)には、関係 (A)と同じようなカフ圧変化をさせた場合に検出される 脈波の振幅の変化が符号 C1の脈波信号と、符号 D1の脈波信号により示される。符 号 CIの脈波信号は、曲線 Cのようにカフコンプライアンス Cpが変化した場合に対応 し、符号 D1の脈波信号は、曲線 Dのようにカフコンプライアンス Cpが変化した場合に 対応する。図示されるように、同じカフ圧にまで高める場合に、測定部位 (腕)が柔ら かいと、必要なカフの空気容積は硬い場合よりも増加し、検出される圧脈波の振幅は 硬い場合よりも小さくなる。また、カフ圧の高い側と低い側でカフコンプライアンス Cp の比が腕の柔ら力さによって異なる。つまり曲線 Dの腕が堅い状態での高圧側と低圧 側のカフコンプライアンス Cpの比 d2/dlと曲線 Cの腕が柔らかい状態でのカフコン プライアンス Cpの c2Zclとは異なる。したがって、腕の柔らかさによって検出される 脈波振幅には大きく歪が生じる。
[0015] このように、柔らか 、腕と硬 、腕とのカフコンプライアンスの比はカフ圧に応じて異な ることになる力 脈波振幅に歪みが生じて、血圧測定精度は腕の柔らかさ'硬さに依 存して変わること〖こなる。
[0016] 図 17には、カフを測定部位 (上腕）に巻き付けた場合にカフ圧の変化に応じたカフ コンプライアンス Cpと脈波振幅の関係が測定部位におけるカフの巻き付の強さの程 度に対応して示される。図 17の関係 (A)では、きつめに巻き付けた場合とゆるく巻き 付けた場合とでカフコンプライアンス Cpと脈波振幅の関係が曲線 Eと曲線 Fで示され る。
[0017] 図 17の関係 (B)には、図 17の関係 (A)と同じようなカフ圧変化をさせた場合に検 出される脈波の振幅の変化が符号 E1の脈波信号と、符号 F1の脈波信号により示さ れる。符号 E1の脈波信号は、曲線 Eのようにカフコンプライアンス Cpが変化した場合 に対応し、符号 F1の脈波信号は、曲線 Fのようにカフコンプライアンス Cpが変化した 場合に対応する。
[0018] 図示されるように、カフを測定部位にゆるく巻いた場合には、カフの空気袋に血圧 測定を可能ならしめる量の空気が注入されていたとしても、カフを実際に測定部位に 圧迫するには空気袋に関してさらなる容積の増加が必要とされるから、同じカフ圧ま で高める場合にはきつく巻き付けた場合に比較してカフの空気袋に送り込むべき空 気容量は増加する。このように、ゆるく巻き付けた状態においては、きつ卷あるいは適 正な巻き付け状態に比べて、同じカフ圧にまで高めるのにカフの空気袋に注入すベ き空気量は多くなる。そのため、ゆる卷状態においては、同じカフ圧であったとしても 検出される圧脈波の振幅は、きつ卷あるいは適正な巻き付け状態に比べて小さくな る。
[0019] これとは逆に、きつく巻き付けた場合には、ゆる巻き状態に比べて、同じカフ圧にま で高めるのに空気袋に注入すべき必要な空気容量は少ないので、検出される圧脈 波の振幅は、ゆる巻き状態よりも大きくなる。このように、カフの測定部位への巻き付 け状態 (きつ卷あるいはゆる巻の別）に応じて、図 17の関係（B)の符号 E1および F1 のように脈波振幅の大きさは同じカフ圧であっても異なり、上記と同様、カフ圧の高い 側と引く側でカフコンプライアンス Cpの比が巻き付け状態によって異なり、高圧側と 低圧側のカフコンプライアンス Cpの比 e2Ze 1と曲線 Fのきつ巻き状態でのカフコン プライアンス Cpの比 f2Zflとは異なり、カフの容積変化率が一定でないことに起因し て（図 17の関係 (A)を参照)脈波は歪む。これにより、巻きつけ状態の影響によって 血圧の測定精度は低下する。
[0020] 図 14〜図 17に示すように、カフの状態 (腕の柔らかさ、腕周の長さ、カフ巻き付け の強さ）が変化すると、血管の容積変化により生じる脈波振幅にも変化が生じる。また カフコンプライアンス Cpが異なれば脈波振幅も変化が生じる。このことから、同じカフ 圧で動脈を圧迫していても、カフの状態およびカフコンプライアンス Cpの相違により 、検出される脈波振幅は変化する、すなわち歪むことになる。
[0021] カフの状態とコンプライアンスを考慮して血圧測定する従来の技術として特許文献 に記載の方法がある。
[0022] 特開平 5— 329113号公報では、カフ圧に対するカフの容積変化特性を予め備え ておき、カフ圧力変化の信号を容積変化へと換算しなおし、それを用いて血圧値を 補正して計測する方法が示される。この方法では、カフの圧力と容積変化特性を予 め与えておく必要がある。
[0023] 特開平 11 309119号公報と特開平 11 318835号公報では、人体を圧迫する 圧迫用流体袋に所定量の流体を供給し、圧迫用流体袋を生体に押圧させる押圧手 段を設けた血圧計カフが示されて ヽる。
[0024] 特開平 5— 269089号公報では、動脈を圧迫する小さなインナーカフに低粘性の 伝導液を入れ、インナーカフの外側にあるアウターカフを用いて、インナーカフを人 体に押し付ける構成の血圧計カフが示される。
特許文献 1：特開平 5 - 329113号公報
特許文献 2：特開平 11 309119号公報
特許文献 3：特開平 11— 318835号公報
特許文献 4：特開平 5— 269089号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0025] 特開平 5— 329113号公報で用いられる変化特性は、カフの巻き方、腕の太さおよ び腕の柔らかさなどにより無限に変化するために、十分な補正を行なうのは困難であ る。
[0026] また、補正のためのより複雑な複数の手順 (測定の度に異なる流量検出、腕のサイ ズ検出、巻き付け状態検出、人体の軟度検出など)が必要であるから、装置も大掛か りとなり、実用的ではない。
[0027] 特開平 11 309119号公報および特開平 11 318835号公報の方法では、人体 に一定の容積の圧迫用流体袋を押し付ける際に生じる圧力に対する容積の変化が ある。低圧になれば容積変化は大きくなり、そのため圧迫用流体袋を介して検出され る圧脈波の振幅は小さくなり、高圧になれば圧脈波の振幅は大きくなる。特に圧脈波 を検出する圧迫用流体袋が小さいと圧力に対する容積比は大きくなり、圧脈波が歪 やすく正確に血圧計測ができな!/、。
[0028] また特開平 5— 269089号公報の方法では、動脈を圧迫するインナーカフに非圧 縮性である低粘性の伝導液を入れて、外側カゝら別のアウターカフで人体を押圧させ る。そのため、流体の圧力が変化してもインナーカフ内の流体容積は常に一定であり 、定容積で押圧できるが、流体による血管容積変化の伝導率が悪いため圧脈波が鈍 りやすく精度に劣る。またインナーカフに密閉された流体が漏れやすいなどの課題が 残る。
[0029] それゆえにこの発明の目的は、コンプライアンス変化 (カフ内の圧力変化に対する力 フの容積変化)が脈波成分に与える影響を抑制する測定精度の高い電子血圧計を 提供することである。
課題を解決するための手段
[0030] この発明のある局面に従うと、電子血圧計は、一定量の空気が密閉されて測定部 位を圧迫する測定用空気袋と、測定用空気袋の内圧の圧力信号を検出する圧力検 出部と、圧力検出部により検出した圧力信号に含まれる脈波振幅を検出する脈波検 出部と、測定用空気袋に対して外部から押圧を加えて、測定用空気袋により測定部 位を圧迫する圧迫部と、血圧算出部と、を備える。
[0031] 一定量の空気が密閉された測定用空気袋の内圧と容積の変化力 求められたカフ コンプライアンス特性の情報を予め記憶しておき、血圧算出部は、圧迫部により測定 用空気袋に対して外部から加える圧力を変化させて測定用空気袋の内圧を変化さ せる過程において脈波検出部により脈波振幅を検出する脈波振幅検出部と、脈波 振幅検出部により検出された脈波振幅を、予め記憶されたカフコンプライアンス特性 の情報を用いて補正する補正部と、を含み、補正部により補正された脈波振幅に基 づき血圧を算出する。
[0032] 好ましくは、補正部は、予め記憶されたカフコンプライアンス特性の情報を、内圧の 変化に対して一定のカフコンプライアンスを示すように補正する第 1補正部を含み、 予め記憶されたカフコンプライアンス特性の情報の第 1補正部による補正量に従い、 脈波振幅検出部により検出された脈波振幅を補正する。
[0033] 好ましくは、補正部は、脈波振幅検出部により脈波振幅のピークが検出されたとき の圧力検出部が検出した圧力信号が示す内圧よりも低い内圧において検出された 脈波振幅は大きくするように補正し、高い内圧において検出された脈波振幅は小さく するように補正する。
[0034] 好ましくは、カフコンプライアンス特性は、内圧の変化に対する容積の変化が、緩や かな傾きを持った直線に近似される特性を示す。
[0035] 好ましくは、圧迫部は、測定部位を圧迫する血圧測定用空気袋の外周に設けられ て、膨張または縮小することにより内径を縮小または伸長させて、測定用空気袋に対 して、外部から加える圧力を変化させる圧迫用空気袋を含む。
[0036] 好ましくは、圧迫部は、測定部位を圧迫する血圧測定用空気袋の外周に設けられ た帯状の部材を含み、帯状の部材に対する引っ張り力を調整して、当該帯状の部材 力 す内径を縮小または伸長させて、測定用空気袋に対して、外部から加える圧力 を変化させる。
発明の効果
[0037] 本発明では、測定部位には常に一定量の空気が密閉された、すなわち一定容積 である測定用空気袋が圧迫部により圧迫される構造とする。このことにより、測定状態 (測定部位の柔らかさ、測定部位の測定用空気袋の巻き付けに関するサイズ、測定 用空気袋の巻き付け方など）によらず、測定用空気袋のカフコンプライアンス特性に より示される内圧変化に対する容積変化がほぼ一定となる（変化し難くなる)。血圧測 定中には送排気することなく一定量の空気が入った測定用空気袋に外部から加える 圧力を変化させることで、脈波検出部により測定部位において検出された圧脈波の 振幅に対して、求めてお!、たカフコンプライアンス特性に基づく補正を行なう。
[0038] この補正により測定部位への測定用空気袋の巻き付け方の違い (きつ巻き 'ゆる卷 き）、測定部位の巻き付けに関するサイズ、測定部位の柔らかさなどに起因する、血 圧情報以外のアーチファクト (測定用空気袋の容積変化)が脈波振幅に含まれるの を回避できて、より正確な血圧の算出が可能となる。
図面の簡単な説明
[0039] [図 1]実施の形態 1に係る血圧測定フローチャートである。
[図 2]実施の形態 1の電子血圧計のブロック構成図である。
[図 3]実施の形態 1の電子血圧計のエアー系を示す図である。
[図 4]実施の形態 1の電子血圧計の外観と血圧測定のための使用状態を概略的に示 す図である。
[図 5]実施の形態 1による血圧測定時のエアー系の調整の一例を模式的に示す図で ある。
[図 6]実施の形態 1による血圧測定時のエアー系の調整の他の例を模式的に示す図 である。
[図 7]実施の形態 1による血圧測定時のエアー系の調整のさらなる他の例を模式的に 示す図である。 [図 8]実施の形態 1による血圧測定時のエアー系の調整のさらなる他の例を模式的に 示す図である。
[図 9]実施の形態 1による一定容積空気袋測定方式を説明する図である。
[図 10]実施の形態 1による一定容積空気袋測定補正方法を説明する図である。
[図 11]実施の形態 2の電子血圧計のブロック構成図である。
[図 12]実施の形態 2に係る血圧測定フローチャートである。
[図 13]実施の形態 2の電子血圧計のエアー系を巻きつけ機能とともに示す図である。
[図 14]カフ圧の変化に対応したカフコンプライアンスと脈波振幅の関係を模式的に示 す図である。
[図 15]カフ圧の変化に応じたカフコンプライアンスと脈波振幅の関係を腕のサイズに 対応して示す図である。
[図 16]カフ圧の変化に応じたカフコンプライアンスと脈波振幅の関係を腕の柔らかさ に対応して示す図である。
[図 17]カフ圧の変化に応じたカフコンプライアンスと脈波振幅の関係をカフの巻き付 の強さの程度に対応して示す図である。
符号の説明
[0040] 1, 2 電子血圧計、 50 血圧測定用空気袋、 51 圧迫用空気袋、 95 圧迫固定部 、 97 巻き付け圧迫部。
発明を実施するための最良の形態
[0041] 以下、この発明の実施の形態について図面を参照し説明する。本実施の形態に係 る電子血圧計はオシロメトリック方法に従う血圧測定方法を採用すると想定する。
[0042] 各実施の形態では、血圧測定時には一定の容積の空気袋を人体の測定部位に卷 き付けて圧迫することにより、測定状態 (測定部位の柔らかさ、測定部位のサイズ、卷 き付け方など）にかかわらず圧力一容積の関係をあらわす P— V特性は変化し難くな る。その P—V特性から予め得ておいたカフコンプライアンス特性を、血圧算出する際 に補正のために参照することにより、血圧測定の精度を向上させる。
[0043] 各実施の形態では測定部位として上腕を想定するが、上腕に限定されず他の部位 、たとえば手首などであってもよい。 [0044] また、各実施の形態に係る電子血圧計は、空気袋を内蔵した腕帯を自動的に測定 部位に巻き付けるものを採用する。自動的に巻き付けるものとしては、実施の形態 1 で示すようにカーラーを介した圧迫用空気袋の膨張力により血圧測定用空気袋の測 定部位に対する巻き付け径を縮小するもの、または、後述の実施の形態 2のように、 モータの回転によって腕帯の測定部位に対する巻き付け径カ 、さくなるように腕帯の 張力を増加させるものを例示するが、これらに限定されない。
[0045] (実施の形態 1)
図 1には、実施の形態 1に係る血圧測定フローチャートが示される。図 2には、実施 の形態 1の電子血圧計のブロック構成が示されて、図 3には実施の形態 1の電子血 圧計のエアー系が示されて、図 4には実施の形態 1の電子血圧計の外観と血圧測定 のための使用状態が概略的に示されている。
[0046] (装置構成について）
図 2を参照して電子血圧計 1は、血圧測定用空気袋 50、圧迫用空気袋 51、血圧測 定用空気袋 50にチューブ (エアー管） 53を介して空気を供給または排出するための 血圧測定用エアー系 52、血圧測定用エアー系 52に関連して設けられる増幅器 35、 ポンプ駆動回路 36、弁駆動回路 37および AZD (Analog/Digital)変換器 38を備え る。さらに電子血圧計 1は、圧迫用空気袋 51にチューブ 55を介して空気を供給また は排出するための圧迫用エアー系 54、圧迫用エアー系 54に関連して設けられる増 幅器 45、ポンプ駆動回路 46、弁駆動回路 47および AZD変 48を備える。さら に電子血圧計 1は、各部を集中的に制御および監視するための CPU (Central Proce ssing Unit) 30、 CPU30に所定の動作をさせるプログラムや測定された血圧値などの 各種情報を記憶するためのメモリ 39、血圧測定結果を含む各種情報を表示するため の表示器 40および測定のための各種指示を入力するために操作される操作部 41を 備える。
[0047] CPU30は測定データに基づき血圧を算出する血圧算出部 302として機能する。
血圧算出部 302は、脈波の振幅を検出する振幅検出部 302および検出された脈波 振幅を補正する補正部 304を有する。補正部 304は、カフコンプライアンス特性を補 正する第 1補正部 305を有する。 [0048] 血圧算出部 302の機能は、対応するプログラムが CPU30によりメモリ 39から読出さ れて実行されることにより実現される。
[0049] 血圧測定用エアー系 52は血圧測定用空気袋 50内の圧力（以下、カフ圧 Pという） を検出して出力する圧力センサ 32、血圧測定用空気袋 50に空気を供給するための ポンプ 33および血圧測定用空気袋 50の空気を排出しまたは封入するために開閉さ れる弁 34を有する。増幅器 35は圧力センサ 32の出力信号を増幅して AZD変換器 38に与え、 AZD変 38は与えられたアナログ信号をデジタル信号に変換して C PU30に出力する。ポンプ駆動回路 36はポンプ 33の駆動を CPU30から与えられる 制御信号に基づいて制御する。弁駆動回路 37は弁 34の開閉制御を CPU30から与 えられる制御信号に基づ ヽて行なう。
[0050] 圧迫用エアー系 54は圧迫用空気袋 51内の圧力を検出して出力するための圧力セ ンサ 42、圧迫用空気袋 51に空気を供給するためのポンプ 43、圧迫用空気袋 51の 空気を排出しまたは封入するために開閉される弁 44を有する。増幅器 45は圧力セ ンサ 42の出力信号を増幅して AZD変換器 48に与え、 AZD変換器 48は与えられ るアナログ信号をデジタル信号に変換して CPU30に出力する。ポンプ駆動回路 46 は CPU30から与えられる制御信号に従いポンプ 43の駆動を制御する。弁駆動回路 47は CPU30から与えられる制御信号に従って弁 44の開閉を制御する。
[0051] 図 4の (Α)を参照して電子血圧計 1は、被験者の測定部位である上腕を固定するた めの固定用筒状ケース 57および血圧計本体部 58を備える。血圧計本体部 58には、 表示器 40としての LCD59およびランプ 60を有する。また血圧計本体部 58には、外 部操作が可能なように操作部 41として電源スィッチ 61、血圧測定の開始および停止 を指示するためのスタートスィッチ 62およびストップスィッチ 63を有する。固定用筒状 ケース 57の内周面には、測定部位に装着される血圧測定用空気袋 50を有する。図 4の（Β)には、血圧測定するために固定用筒状ケース 57の図面手前方向力 被験 者の測定部位である上腕が挿通された状態が示される。
[0052] 図 3には、図 4の（Β)の使用状態における固定用筒状ケース 57の横断面が模式的 に示される。固定用筒状ケース 57は測定部位である上腕の外周から固定用筒状ケ ース 57の内周面方向に向かって、血圧測定用空気袋 50、その径が測定部位の腕の 径の巻き付け方向に変形する略円筒上の可とう性部材である圧迫用カーラー 56およ び圧迫用空気袋 51を有する。圧迫用エアー系 54により空気が徐々に供給されて圧 迫用空気袋 51が膨張すると、その作用により圧迫用カーラー 56は径を縮小させるの で、それに伴い圧迫用カーラー 56と人体 (上腕)の間に介在する血圧測定用空気袋 50が測定部位に対して押圧される。これにより、血圧測定用空気袋 50は圧迫用カー ラー 56および圧迫用空気袋 51により人体 (腕)の周囲に巻き付けられて、血圧測定 可能な状態となる。
[0053] 圧迫用空気袋 51および血圧測定用空気袋 50は空気が排出または供給されること により伸縮自在 (容積可変）である軟質塩ィ匕ビニル、 EVA (エチレン酢酸ビニル共重 合体)、 PU (ポリウレタン)などの榭脂材料力もなる。また、圧迫用カーラー 56は PP ( ポリプロピレン）、 PE (ポリエチレン）、などの復元性に優れ柔軟な榭脂材料力もなる。
[0054] (血圧測定手順について）
図 1の (A)と（B)には本実施の形態に係る血圧測定のフローチャートが示される。こ のフローチャートに従うプログラムは、メモリ 39に予め記憶されて、 CPU30がメモリ 3 9からこのプログラムを読出し実行することにより血圧測定が行なわれる。
[0055] 図 1の (A)と（B)に示される手順では、被測定者が図 4の（B)のように腕を揷通して 測定が開始されると、まず初期化が行なわれる (ステップ ST1)。その後、血圧測定用 空気袋 50に一定量の空気が供給されて、血圧測定用空気袋 50のカフ容量を所定 レベルにする (ステップ ST2)。そして、圧迫用空気袋 51に空気を供給してその内圧 を徐々に上昇させる (ステップ ST3)。これにより、圧迫用空気袋 51の膨張により圧迫 用カーラー 56の巻き付け径が縮小するので、血圧測定用空気袋 50は測定部位に 押圧開始される。その後、圧迫用空気袋 51に空気を供給することにより人体の測定 部位に圧迫され血圧測定用空気袋 50のカフ圧 Pが所定レベルに達したときに、圧迫 用空気袋 51の空気を排気して圧迫用空気袋 51の内圧を徐々に減圧する (ステップ ST4)。この減圧過程において、血圧算出部 302により図 1の（B)の血圧算出（ステツ プ ST5)が行なわれる。その後、血圧測定の結果力メモリ 39に格納されるとともに表 示器 40に表示されて (ステップ ST6)、圧迫用空気袋 51と血圧測定用空気袋 50の 空気は急速に排気されて、両者の内圧は大気圧レベルとなり測定は終了する（ST7 ) o
[0056] ステップ ST5では、 CPU30は、カフ圧の検出信号を入力して、入力したカフ圧信 号に重畳している圧脈波の成分を抽出（サンプリング)し、脈波包絡線を形成可能な 数の圧脈波 (脈波信号)のサンプリングが終了すると、形成した脈波包絡線を、予め 求めてお 1、た補正係数を用いて補正し、補正後の脈波包絡線に基づき血圧測定（ 算出）が行なわれる。
[0057] なお、上述の血圧測定は圧迫用空気袋 51の内圧を徐々に減圧していく過程で血 圧を算出する減圧時測定の方法である力 これに限らない。たとえば、ステップ ST3 で圧迫用空気袋 51の内圧を徐々に上昇させて加圧していく過程で血圧を算出する 加圧時測定であってもよい。加圧時測定でも同様に、脈波包絡線を形成し、形成し た脈波包絡線を予め求めてぉ 、た補正係数を用いて補正し、補正後の脈波包絡線 に基づき血圧測定 (算出)が行われても良い。図 1の (A)と (B)の処理を詳細に説明 する。
[0058] (ステップ ST1の処理）
まず、図 4の（B)の状態において、被測定者が電子血圧計 1のスタートスィッチ 62を 操作して電源 ONすると電子血圧計 1の初期化がなされる。初期化においては、弁駆 動回路 37および 47を介して弁 34と 44を全開にして、血圧測定用空気袋 50と圧迫 用空気袋 51の空気を全て排気する。これにより、血圧測定用空気袋 50と圧迫用空 気袋 51の内圧は大気圧と同じレベルとなる。また CPU30は圧力センサ 52と 54を出 力が OmmHgとなるように調整する。
[0059] (ステップ ST2の処理）
本処理では、図 5に示すように、 CPU30は弁駆動回路 37を制御して血圧測定用 エアー系 52の弁 34を閉じる。ただし、圧迫用エアー系 54の弁 44は開放された状態 にある。その後、 CPU30力 ポンプ駆動回路 36を制御してポンプ 33を駆動すること により、血圧測定用空気袋 50に対して矢印' F1 'の方向に一定量の空気が送り込ま れる。その後、ポンプ 33は停止して血圧測定用空気袋 50に対しての空気の送り込 みは停止する。したがって、圧迫用空気袋 51により外部から押圧がされない状態で 測定部位に巻き付けられる血圧測定用空気袋 50は一定量空気が送り込まれたのち 密封状態となる。
[0060] なお、血圧測定用空気袋 50に送り込む一定量の空気容量は、流量計を取り付けて 送り込まれた流量を測定し制御する方法も適用できるが、構造が複雑になる。そのた め、 CPU30がポンプ駆動回路 36を制御してポンプ 33を駆動する際に一定電圧と駆 動時間に基づき一定流量を規定しても良い。なお、一定流量とするための一定電圧 と駆動時間を規定するデータは予めメモリ 39に格納されているので、 CPU30はメモ リ 39から当該データを読出し、読出したデータに基づきポンプ駆動回路 36を制御す る。このことにより、ポンプ 33によって一定流量の空気が血圧測定用空気袋 50に送り 込まれる。
[0061] (ステップ ST3の処理）
図 5のように血圧測定用空気袋 50に一定量の空気を密封した状態で血圧測定が 開始される。このときの一定量の空気で膨張した血圧測定用空気袋 50の容積を初期 容積 Vとする。この初期容積 Vのデータは実験により予め求めておきメモリ 39に格 納されているので、これを読出して用いる。また、この初期容積であるときの血圧測定 用空気袋 50のカフ圧 (初期カフ圧 Pという）を、圧力センサ 32を介して検出してメモリ 39に格納する。
[0062] その後、図 6のように、 CPU30は弁駆動回路 47を制御して圧迫用エアー系 54の 弁 44を閉じた後、ポンプ駆動回路 46を制御してポンプ 43を駆動して、圧迫用空気 袋 51に対して空気を図中の矢印' F2'の方向に徐々に送り込む。これにより、圧迫用 空気袋 51は徐々に膨張する。当該膨張の作用により圧迫用カーラー 56の端は矢印 'AR，方向に移動する。この結果、圧迫用カーラー 56の径を縮まるので、それに伴 い圧迫用カーラー 56と測定部位との間に介在する血圧測定用空気袋 50が測定部 位に対して押圧される。その後も、ポンプ 43は継続して駆動されるので、圧迫用空気 袋 51は膨張をし続けて、血圧測定用空気袋 50による測定部位に対する押圧力が上 昇し続ける。
[0063] この押圧力が上昇する過程において、血圧測定用エアー系 52の圧力センサ 32に より、血圧測定用空気袋 50の内圧であるカフ圧が検出されて、検出されたカフ圧を 示す信号は増幅器 35および AZD変翻 38を介して CPU30に与えられる。このよ うに、逐次検出されるカフ圧をカフ圧 Pとする。 CPU30は、与えられるカフ圧信号が
2
示すカフ圧 Pが所定の圧力レベルにまで上昇したことを検出すると、ポンプ駆動回
2
路 46を制御してポンプ 43を停止させる。これにより、ポンプ 43による圧迫用空気袋 5 1に対する空気の送り込みは停止する。
[0064] (ステップ ST4の処理）
カフ圧が所定レベルにまで達して、そしてポンプ 43の駆動を停止した後は、図 7の ように弁駆動回路 47を制御して圧迫用エアー系 54の弁 44を徐々に開き、圧迫用空 気袋 51内の空気を矢印' F3'の方向にゆっくりと排気させる (微速排気)。これにより 、圧迫用カーラー 56の端は矢印' BR，の方向に移動するので、圧迫用カーラー 56 の径は広がる。径が広がるのに伴い圧迫用カーラー 56と測定部位との間に介在する 血圧測定用空気袋 50による測定部位に対する押圧力が低下する。これにより血圧 測定部位に対してカ卩えられていた圧力が徐々に減じられるので、測定部位における 血管の容積変動を示す圧脈波が、血圧測定用エアー系 52の圧力センサ 32によって 検出されるカフ圧信号に重畳するようになる。圧力センサ 32によって検出されたカフ 圧信号は、増幅器 35および AZD変翻 38を介して CPU30に与えられる。 CPU3 0は、減圧過程にお 、てステップ ST5の血圧測定 (血圧算出）を図 1の（B)の手順に 従い行なう。
[0065] (ステップ ST5の処理）
CPU30は、圧力センサ 32から与えられるカフ圧信号を入力して、そこに重畳した 圧脈波を示す脈波信号をサンプリングする（ST10、 ST13)。具体的には、振幅検出 部 303は、カフ圧信号に含まれている脈波信号の振幅レベルを検出して、検出した 振幅レベルとその時点で検出されたカフ圧信号が示すカフ圧レベルとを対応付けて メモリ 39のテーブル 391〖こ格納する。このようにテーブル 391に振幅レベルとカフ圧 レベルとが格納される都度、 CPU30は脈波包絡線のピーク値を検出する (ステップ S T15) 0すなわち、今回サンプリングした脈波信号の振幅レベルが直前に検出した脈 波信号の振幅レベルよりも大きいときは、今回サンプリングした脈波信号の振幅レべ ルと対応のカフ圧信号のレベルとを対応付けてピークデータ 392としてメモリ 39に格 納する（ピークデータ 392を更新する)。一方、今回サンプリングした脈波信号の振幅 レベルが直前に検出した脈波信号の振幅レベルよりも大きくない時は、ピークデータ
392は更新されない。したがって、脈波包絡線を形成するためのデータがテーブル 3 91に格納終了した時点で、ピークデータ 392が示すデータが当該脈波包絡線のピ 一ク値を示すことになる。
[0066] 次に、 CPU30は、脈波包絡線を形成するのに必要な所定数の脈波信号をサンプ リング終了したことを検出すると、すなわち当該脈波包絡線のピーク値が決定してい ると判定すると (ステップ ST17で YES)、処理は後述のステップ ST19に移行するが 、ピーク値が決定していないと判定した場合には (ステップ ST17で NO)、処理はス テツプ ST10に戻り、以降のサンプリング処理が前述と同様に繰り返される。
[0067] CPU30は、ピーク値が決定していると判定すると、すなわちテーブル 391に圧脈 波包絡線を形成するデータの格納が終了したと判定すると (ステップ S 17で YES)、 補正部 304は、後述するようにして脈波包絡線を補正するための係数の算出処理を 行なう (ステップ ST19)。その後、補正部 304は、作成されている脈波包絡線を補正 係数を用いて補正し、すなわちテーブル 391のデータを補正する（ステップ ST21)。 そして、血圧算出部 302は、テーブル 391中の補正後の脈波包絡線のデータに基 づき血圧算出のパラメータを決定する、すなわち周知の手順に基づき最高血圧よび 最低血圧を算出する (ステップ ST23)。
[0068] (ステップ ST6の処理）
CPU30は、ステップ ST5の算出結果を、メモリ 39に格納するとともに表示器 40に 表示する。
[0069] (ステップ ST7の処理）
ステップ ST6の処理が終了した後、 CPU30は、図 8のように、血圧測定用エアー系 52の弁 34と、圧迫用エアー系 54の弁 44とを全開となるように各部を制御する。これ により、図中の矢印' F4'の方向に、血圧測定用空気袋 50および圧迫用空気袋 51 内の空気が急速に排気される。この排気に伴い圧迫用空気袋 51は縮小するので、 圧迫用カーラー 56の端は矢印 'R1，と 'R2'の方向に移動して、その結果、圧迫用力 一ラー 56の径は元のサイズに戻るように変化する。この径の変化に伴 、圧迫用カー ラー 56と測定部位との間に介在する血圧測定用空気袋 50による測定部位に対する 押圧力は減じるように変化して、終にはなくなる。このように排気が進行することで血 圧測定用空気袋 50および圧迫用空気袋 51の内圧は低下し終には大気圧となる。こ れにより血圧測定は終了する。
[0070] (補正係数の算出）
ここで、ステップ ST19における本実施の形態に係る補正係数の算出手順について 図 9と図 10を参照し説明する。まず一定容積の空気袋を用いた測定方式 (一定容積 空気袋測定方式と 、う）の原理を説明する。
[0071] <一定容積空気袋測定方式 >
図 9の (A)〜 (C)には、本実施の形態に係る一定容積空気袋測定方式が示される
[0072] ここで、血圧測定用空気袋 50と同様の材料、サイズ及び構成カゝらなるカフを準備し 、そのカフに所定量の空気を入れた後に密閉する。そして、その後当該カフを人体 に押付けると、カフの内圧と容積の関係は変化する。その関係は、理想気体の状態 変化においては、次の式 1によって表わされる。
[0073] [数 1]
P]V^' = P2V2 ft: … （式 1 )
(Pi：初期力フ圧、 V】：初期容積、 P2：押し付け時の力フ圧、
V2 :カフ容賴、 ：断熱指数）
[0074] このとき、初期容積を Vとすると、次の式 2により、カフ容積 Vを求めることができる
1 2
。式 2の条件は、カフ内の気体と周囲の間には熱交換がなぐ摩擦などによる内部熱 は発生して 、な 、状態を想定して!/、る。
[0075] [数 2]
Pi =大気圧 (760mmHg)とすると、 P2 = (760 + P2)となり V2 = (760/(760 + P2) x V )1 … （式 2 )
[0076] このような一定容積のカフ（血圧測定用空気袋 50)を外部力 人体に押付けること により、カフ内の容積と圧力とを変化させているため、すなわちカフ (血圧測定用空気 袋 50)には外部からの空気の出し入れがないため、腕のサイズ、柔らかさ、巻き付け 状態が異なっても、カフ圧と容積の関係力 求められたカフコンプライアンス Cpは従 来方式（図 15、図 16、図 17)と比較しほとんど変化しない。つまり、図 9の（A)に示さ れるような関係が得られる。図 9の (A)には、縦軸にカフの容積 (ml)が取られて、横 軸に、カフの内圧 (カフ圧）の変化が示される。図示されるように、カフ圧と容積の関 係（P— V特性）は常に一定となり、 y=ax2— bx + c (ただし、 y =カフ容積、 χ =カフ 圧）の式を用いて示される。
[0077] このときのカフコンプライアンス Cpは、図 9の（A)に示すカフ圧とカフ容積の関係を 示す式を微分することにより算出することができる。したがって、カフコンプライアンス Cpとカフ圧との関係は図 9の（B)の線分の式で示される。当該線分の式は（dxZdy = 2ax-b)として示されて、カフ圧が変化してもカフコンプライアンス Cpは直線に近 似されることがゎカゝる。
[0078] したがって、図 9の（A)および (B)の特性を示す一定容量のカフを用いて血圧測定 をした場合に、腕のサイズ、柔らかさ、巻き付けの強さにかかわらず、カフ圧の変化に 応じたカフの容積変化は、カフ内の空気を出し入れする方式よりも抑制される。また、 得られるカフコンプライアンス Cpの変化は緩やかな傾きをもった直線に近似される。 そのため、カフ圧に重畳する脈波信号の振幅は、カフの圧力変化に起因して大きく 歪むことが抑制される（図 9の（C)を参照)。
[0079] このように一定容積の血圧測定用空気袋 50に空気の出し入れがない状態では、力 フコンプライアンスを測定すべき部位における血管の容積変動を伝える脈波の振幅 を正確に検出することが可能となる。その結果、脈波振幅から形成される脈波包絡線 を用いた血圧算出の精度は向上する。
[0080] <カフコンプライアンスのネ甫正 >
次に、この一定容量の血圧測定用空気袋 50を使ってさらに精度を向上させる補正 方法につ!、て説明する。補正のためには所定の係数が用いられる。
[0081] 図 9の (A)〜（C)に示した一定容積の空気袋を用いた実際の血圧測定における補 正係数の決定について図 10の (A)と (B)を参照し説明する。図 10の (A)には、横軸 のカフ圧 (mmHg)の変化に応じた、カフの容積変化率を示すカフコンプライアンス C p (ml/mmHg)が示される。
[0082] 前述したように一定容積空気袋で測定する方式では、測定状態 (腕の太さ、腕の柔 らかさ、カフの巻き付けの強さ）が異なったとしても、カフ圧の変化に応じたカフコンプ ライアンス特性は常に一定の緩やかな傾きをもった直線で指示されるので、この特性 を利用して補正係数を求める。
[0083] まず、血圧測定に先立った（工場出荷時の）実験などにより、必要なデータを求め てメモリ 39のテーブルに格納しておく。具体的には、血圧測定用空気袋 50に一定量 の空気を注入し、その後、血圧測定用空気袋 50を密封する。そして、密封した血圧 測定用空気袋 50を被測定者もしくは模擬人体の測定部位に巻き付け、測定部位を 外部から圧迫する。このように圧迫した状態で、図 9の (A)に示す P— V特性のデー タを実測して得ておく。実測して得た P—V特性のデータはメモリ 39のテーブル 390 に格納される。また、図 9の（B)のカフコンプライアンス カフ圧の特性を示すデータ を、テーブル 390のデータに基づき算出して、算出したデータをメモリ 39のテーブル 393に格納してお <。
[0084] そして、上述の事前の測定結果データに基づき、ステップ ST19において、第 1補 正部 305は、カフ圧の変化にかかわらずカフコンプライアンス Cpが一定となるような 補正係数を図 10の (A)に示すようにして算出する。つまり、 CPU30は、実際に測定 されたカフコンプライアンス一カフ圧特性を示すテーブル 393のデータを読出す。こ れにより図 10の (A)の直線 70のデータが読出される。そして、脈波振幅のピークデ ータ 392をメモリ 39から読出す。その後、読出した直線 70のデータとピークデータ 39 2とに基づき、カフ圧に対してカフコンプライアンス Cpが変化しないカフコンプライア ンス—カフ圧特性を示す直線 71 (図 10の (A)を参照）のデータを算出する。直線 71 は、直線 70により指示される所定のカフコンプライアンス Cp (これは、当該ピークデー タ 392が検出された時点のカフ圧に対応のカフコンプライアンス Cpを指す)を通る直 線であって、且つカフ圧が変化したとしてもカフコンプライアンス Cpが変化しな ヽと ヽ う特性を示す直線を指示する。すなわち直線 71は図 10の (A)に示されるようにカフ 圧の軸に対して平行な直線と想定される。
[0085] そして、第 1補正部 305は、直線 70のデータを直線 71のデータに一致させるように 処理する。つまり、直線 70のデータに関して、ピークデータ 392が示すカフ圧よりも低 圧側では対応のカフコンプライアンス Cpを減じるようにし、高圧側では対応のカフコ ンプライアンス Cpを増加させるように補正する。このよう〖こすることで、図 10の (A)で は、矢印方向に直線 70で示されるカフコンプライアンス Cpの値が補正 (加減算）され て、この補正量に応じて、補正部 304は、減圧過程で検出されたテーブル 391の脈 波包絡線 (脈波振幅）のデータを補正する。ここでは、図 10の (A)の直線 70で示さ れるカフコンプライアンス Cpの値を、直線 71の値に一致させるための補正量を補正 係数ともいう。本実施の形態では、想定され得るピークデータ 392が示すカフ圧のそ れぞれに対応した補正係数のデータは予め算出されて、メモリ 39のテーブル 394に 格納されていると想定する。
[0086] 本実施の形態では、補正に関して次の方法を適用する。つまり、実際の電子血圧 計 1に搭載する血圧測定用空気袋 50と同様の材料とサイズ及び構成の空気袋を用 いて、血圧測定に先立ち、 P— V特性を得て、得られた P—V特性に基づきカフコン プライアンス Cp—カフ圧特'性を算出し、さらに、算出したカフコンプライアンス Cp—力 フ圧特性を用いて補正係数を算出し、算出した補正係数のデータをメモリ 39にテー ブル 394として格納しておく方法を適用する。しかし、適用する方法は、これに限定さ れない。たとえば、カフコンプライアンス Cp—カフ圧の特性のデータをテーブル 393 に (メモリ 39に）予め記憶させておき、血圧測定の度に、 CPU30はメモリ 39から読出 したピークデータ 392およびテーブル 393のデータに基づき、補正係数を算出する ようにしてもよい。
[0087] このように補正係数を求める手順は、カフコンプライアンス Cpの特性の情報として、 補正係数を予めメモリ 39に記憶しておく方法でも、カフコンプライアンス Cpの特性そ のものをメモリ 39に記憶しておき血圧測定の都度、 CPU30により補正係数を算出す る方法であっても良い。すなわち、カフコンプライアンス Cpの特性の情報とはこれら 補正係数やカフコンプライアンス Cpの特性そのものを含むものである力 含まれるデ ータはこれらに限定されな!、。
[0088] (脈波包絡線の補正）
次に、補正部 304によるカフコンプライアンス特性の情報を用 ヽた脈波包絡線の補 正について説明する。
[0089] 図 10の（B)を参照して、脈波包絡線の補正は、図 10の（A)のカフコンプライアンス 特性の情報に応じたカフコンプライアンス Cpの補正係数に従い行われる。図 10の（ B)では、脈波包絡線テーブル 391に格納されたデータが符号 80で指示されるカフ 圧と脈波振幅の関係で指示されている。ここでは、符号 80の関係が符号 81のカフ圧 と脈波振幅の関係となるように補正される。具体的には、脈波包絡線テーブル 391中 のデータが補正される。
[0090] 具体的には、脈波包絡線テーブル 391中のカフ圧データのうち、ピークデータ 392 が示すカフ圧よりも低圧を指すカフ圧データに対応の脈波振幅のデータは、テープ ル 394の補正係数を用いて、符号 81のように振幅が大きくなるように補正される（矢 印 A参照)。これは、ピークデータ 392が示すカフ圧よりも低圧側ではカフ圧が低いほ ど所定量のカフ圧変化に応じたカフの容積変化を指示するカフコンプライアンス Cp は大き ヽからである。またピークデータ 392が示すカフ圧よりも高圧を指すカフ圧デ ータに対応の脈波振幅のデータは、テーブル 394の補正係数を用いて、符号 81の ように振幅が小さくなるように補正される (矢印 B参照)。なぜなら、ピークデータ 392 が示すカフ圧よりも高圧側ではカフ圧が高いほど所定量のカフ圧変化に応じたカフ 容積変化は小さいからである。このように、あるカフ圧に応じた脈波振幅の補正量は 、当該あるカフ圧に応じて検出されたカフコンプライアンスと、脈波振幅のピークが検 出されたときのカフ圧に応じて検出されたカフコンプライアンスとの差分の大きさ、す なわち補正係数の値に依存する。ここでは、あるカフ圧に対応の脈波振幅の補正量 は補正係数を用いて決定することができる。すなわち、当該カフ圧におけるカフコン プライアンス Cpが一定であることを指示する直線 71と、当該カフ圧におけるカフコン プライアンス Cpが緩やかに変化することを指示する直線 70 (緩やかな傾きを持った 直線 70)とに基づき得られるカフコンプライアンス Cpの差分及び傾きに応じて、 CPU 30が所定の計算式に従い算出することで補正量を決定することができる。
[0091] なお、ピークデータ 392が示す脈波振幅のピーク値に対応のカフ圧は、ほぼ平均 血圧に相当しており、ステップ ST23では、血圧算出部 302は、補正された脈波振幅 波形力 周知の算出アルゴリズムにより最高血圧および最低血圧を算出する。 [0092] (実施の形態 2)
実施の形態 1では、血圧測定用空気袋 50の測定部位への巻き付けには、圧迫用 空気袋 51を用いていたが、圧迫用空気袋 51の膨張'収縮に代替して、本実施の形 態 2のようにベルトの引っ張り力を用いてもよい。
[0093] 実施の形態 2の電子血圧計 2の機能構成が図 11に示されて、血圧測定の処理フロ 一チャートが図 12に示されて、巻き付け構造の概略が図 13に示される。これらの図 を参照して、図 11の電子血圧計 2と図 2の電子血圧計 1とを比較し異なる点は、次の ようである。つまり、電子血圧計 2は、図 2の圧迫用空気袋 51に代替して巻き付け圧 迫部 97を備え、 CPU30に代替して CPU301を備え、圧迫用エアー系 54、増幅器 4 5、ポンプ駆動回路 46、弁駆動回路 47および AZD変換器 48に代替して圧迫固定 部 95およびモータ駆動回路 461を備える点にある。電子血圧計 2の他の部分は、図 2の電子血圧計 1のそれと同じである。巻き付け圧迫部 97は、圧迫用空気袋 51と同 様の作用をする。圧迫固定部 95は、巻き付け圧迫部 97にケーブルを介して接続さ れる。
[0094] 圧迫固定部 95は、ベルト 93とカーラー 92からなる巻き付け圧迫部 97を介して血圧 測定用空気袋 50を測定部位 (上腕)に巻き付けるよう作用する。圧迫固定部 95は、 巻き付けモータ 90およびその巻き付け能力を検出するトルクセンサ 96を有する。トル クセンサ 96の検出結果は、モータ駆動回路 461に与えられる。モータ駆動回路 461 は、 CPU301によりその駆動が制御される。モータ駆動回路 461は、 CPU301により オン (駆動）されている間は、トルクセンサ 96の検出結果に基づき、巻き付けモータ 9 0を回転させる。巻き付けモータ 90の巻き付け部 91には帯状の可とう性材料力もなる ベルト 93の一端が巻き付けられる。ベルト 93の他方端は固定点 951において固定と される。電子血圧計 2には、上腕部がその内径に挿通される血圧測定用袋 50と、血 圧測定用袋 50の外周には外側方向に伸長する（広がる）復元性の良!、可とう性の榭 脂材料力もなる円筒状のカーラー 92とを有し、さらに、カーラー 92の外周にはベルト 93を有する。したがって、モータ 90が回転することでベルト 93の一方端が巻き付け 部 91に巻き付けられる、または巻き付け部 91から巻き戻される。これにより、ベルト 9 3およびカーラー 92からなる巻き付け圧迫部 97の内径は縮んだり、伸びたりする。こ の縮み .伸びの作用により、ベルト 93およびカーラー 92を介して血圧測定用袋 50に 外側から与えられる押圧力が調整される。
[0095] 具体的には、巻き付け圧迫部 97が内径を縮める場合には、巻き付けモータ 90は 正回転する。正回転することにより固定点 951から伸びているベルト 93の一方端は、 図中の点線矢印方向に引っ張られる (他方端は固定点 951で固定されている）ように して巻き付け部 91に巻き付けられるので、ベルト 93は移動する。この移動によりカー ラー 92の内径は縮むことになり、この内径の縮小の作用により、カーラー 92と測定部 位との間に介在する血圧測定用空気袋 50は測定部位に巻き付けられて測定部位は 圧迫される。カーラー 92の内径を伸長させる（広げる）場合には、巻き付けモータ 90 は逆回転するもしくはモータのロックが解除あれる。このとき固定点 951から伸びてい るベルト 93は、図中の点線矢印の方向とは反対方向に引っ張られるので、巻き付け 部 91に巻き付けられていたベルト 93は解かれて、ベルト 93およびカーラー 92の内 径は広がる。この内径の拡張の作用により、カーラー 92と測定部位との間に介在す る血圧測定用空気袋 50は測定部位力も解かれて、測定部位は圧迫から開放される
[0096] 図 12を参照して、血圧測定の手順について説明する。ステップ ST1と ST2が電子 血圧計 1と同様に行なわれる。
[0097] その後、 CPU301はモータ駆動回路 461をオンする。これにより、モータ駆動回路 461は、トルクセンサ 96からの出力信号に基づき巻き付けモータ 90を駆動する。これ により、ベルト 93は点線矢印方向に引っ張られるので血圧測定用空気袋 50が測定 部位に圧迫されるようになる (ステップ ST3a)。このとき、前述と同様にして所定の力 フ圧に上昇するまで巻き付けが行なわれる。その後、モータ駆動回路 461により、卷 き付けモータ 90を逆方向に回転させ、または、モータのロックを徐々に緩めていくこと で、血圧測定用空気袋 50を測定部位に押し付けている押圧力が徐々に減少し、血 圧測定用空気袋 50のカフ圧は徐々に減圧する（ST4a)。このような減圧過程におい て、前述と同様にステップ ST5〜ST6の処理が行なわれる。その後、ステップ ST7a において、血圧測定用空気袋 50の急速排気がステップ ST7と同様に行われる。次 のステップ ST8において、 CPU301はモータ駆動回路 461に指示して、巻き付けモ ータ 90をさらに逆回転する、または、モータのロックを完全に解除することによりベル ト 93の巻き付け部 91への巻きは完全に解かれる。これにより、ベルト 93とカーラー 92 力 す内径は十分に広がり、血圧測定用空気袋 50は完全に測定部位力も離れる。 その後、ベルト 93とカーラー 92がなす内径のサイズ力 元のサイズに戻り、血圧測定 は終了する。
[0098] 本実施の形態 2のような血圧測定用空気袋 50の巻き付け方式であっても、実施の 形態 1と同様に、脈波包絡線を補正できるから、腕周のサイズ、腕の柔らかさ、巻き付 けの強さにかかわらず、精度よく血圧測定することができる。
[0099] ここでは巻き付け部材にベルト 93を用いたがワイヤまたは薄板などで代用してもよ い。
[0100] また、各実施の形態では、血圧測定用空気袋が測定部位に圧迫加圧された後、減 圧過程で血圧測定用空気袋内に発生する圧脈波を測定し、血圧値を算出する方法 を説明しているが、加圧過程においても同様の手順で血圧値を算出することが可能 である。
[0101] 今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと 考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて請求の範囲によって 示され、請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが 意図される。

Claims

請求の範囲
[1] 一定量の空気が密閉された状態で測定部位を圧迫する測定用空気袋と、
前記測定用空気袋の内圧を指す圧力信号を検出する圧力検出部と、 前記圧力検出部により検出した前記圧力信号に含まれる脈波振幅を検出する脈波 検出部と、
前記測定用空気袋に対して外部から圧力を加えて、前記測定用空気袋により前記 測定部位を圧迫する圧迫部と、
血圧算出部と、を備え、
前記一定量の空気が密閉された前記測定用空気袋の前記内圧と容積の変化から 求められたカフコンプライアンス特性の情報は予め記憶部に記憶されて、
前記血圧算出部は、
前記圧迫部により前記測定用空気袋に対して前記外部から加える圧力を変化させ て前記測定用空気袋の前記内圧を変化させる過程において前記脈波検出部により 前記脈波振幅を検出する脈波振幅検出部と、
前記脈波振幅検出部により検出された前記脈波振幅を、前記記憶部力 読出した 前記カフコンプライアンス特性の情報を用いて補正する補正部と、を含み、
前記補正部により補正された前記脈波振幅に基づき血圧を算出する、電子血圧計
[2] 前記補正部は、
前記記憶部に記憶された前記カフコンプライアンス特性の情報を、前記内圧の変 化に対して一定のカフコンプライアンスを示すように補正する第 1補正部を含み、 前記第 1補正部による、前記カフコンプライアンス特性の情報の補正量に従い、前 記脈波振幅検出部により検出された前記脈波振幅を補正する、請求項 1に記載の電 子血圧計。
[3] 前記補正部は、
前記脈波振幅検出部により前記脈波振幅のピークが検出されたときの前記圧力検 出部が検出した前記圧力信号が示す前記内圧よりも低い内圧において検出された 前記脈波振幅は大きくするように補正し、高い内圧において検出された前記脈波振 幅は小さくするように補正する、請求項 1に記載の電子血圧計。
[4] 前記カフコンプライアンス特性は、前記内圧の変化に対する前記容積の変化が、 緩やかな傾きを持った直線に近似される特性を示す、請求項 1に記載の電子血圧計
[5] 前記圧迫部は、
前記測定部位を圧迫する前記血圧測定用空気袋の外周に設けられて、膨張また は縮小することにより内径を縮小または伸長させて、前記測定用空気袋に対して、外 部から加える圧力を変化させる圧迫用空気袋を含む、請求項 1に記載の電子血圧計
[6] 前記圧迫部は、
前記測定部位を圧迫する前記血圧測定用空気袋の外周に設けられた帯状の部材 を含み、
前記帯状の部材に対する引っ張り力を調整して、当該帯状の部材がなす内径を縮 小または伸長させて、前記測定用空気袋に対して、外部から加える圧力を変化させ る、請求項 1に記載の電子血圧計。
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