(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
本体と、加圧カフとを備え、前記本体に、気圧センサーに接続されるマイクロプロセッサーが設けられており、前記加圧カフが、ガス管付きの気嚢状カフであり、前記気圧センサーに接続され、ガスが充填されてから被測定者の動脈血液の流動が完全に遮断できる肢体部位に締め付けられる非侵襲的血圧測定装置であって、
前記加圧カフにおける動脈血液の流動方向の下流部位に固定され、前記本体に接続され、脈波の変化情報を検出して、加圧カフの圧力変化によって生じた血液流動パルスの変化を実時間的にセンシングすることに用いられる脈波検出器が設けられており、
前記マイクロプロセッサーは、脈波の収縮期血圧付近での振幅が基本的に線形で変化することを測定することに基づいて、前記脈波検出器によって検出された、ゼロから緩やかに増大する過程における脈波振幅及びその対応する加圧カフの圧力に対して実時間処理を行って、収縮期血圧を確定すると共に、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間の特性を測定することに基づいて、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間に変化が生じてから比較的に変わらなくなるまでの過程におけるパルス遅延時間及びその対応する加圧カフの圧力に対して実時間処理を行って、拡張期血圧を確定することを特徴とする非侵襲的血圧測定装置。
【請求項２】
前記脈波検出器は、圧力感知式脈波検出器及び光電感知式脈波検出器のいずれかであることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的血圧測定装置。
【請求項３】
前記本体は、それぞれマイクロプロセッサーに接続される脈波信号処理回路、気圧信号処理回路、インフレーターポンプ電機制御回路、排気電磁弁制御回路、人間計算機インタフェース、インフレーターポンプ、小孔排気弁、排気電磁弁を更に備え、前記脈波信号処理回路が前記脈波検出器に接続され、前記気圧信号処理回路の入力端が前記気圧センサーの出力端に接続され、前記気圧センサーの出力端が前記気圧信号処理回路の入力端に接続され、前記インフレーターポンプ電機制御回路が前記インフレーターポンプの電機に接続され、前記排気電磁弁制御回路が前記排気電磁弁に接続されることを特徴とする請求項１または２に記載の非侵襲的血圧測定装置。
【請求項４】
前記脈波信号処理回路は、脈波信号増幅器と、入力端が脈波信号増幅器に接続されて出力端が前記マイクロプロセッサーに接続された又はマイクロプロセッサー内に集積された脈波信号アナログデジタルコンバーター（Ａｎａｌｏｇ−ｔｏ−Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ；ＡＤＣと略す）と、を備え、
前記気圧信号処理回路は、本体内に設けられた気圧センサーと、気圧センサーに接続される気圧信号増幅器と、入力端が気圧信号増幅器に接続されて出力端が前記マイクロプロセッサーに接続された又はマイクロプロセッサー内に集積された気圧信号ＡＤＣと、を備えることを特徴とする請求項３に記載の非侵襲的血圧測定装置。
【請求項５】
前記本体は、それぞれ脈波検出器及び加圧カフに接続される脈波検出器ソケット及び加圧カフソケットを更に備え、前記脈波検出器ソケットが前記脈波信号処理回路の入力端に接続され、前記加圧カフソケットが前記気圧センサーの入力端に接続されることを特徴とする請求項４に記載の非侵襲的血圧測定装置。
【請求項６】
前記気圧信号増幅器は、気圧信号交流増幅器と気圧信号直流増幅器からなる２回路並行の気圧信号増幅器であり、前記気圧信号交流増幅器が、表徴加圧カフ内における気圧の血液流動パルス作用による波動情報の交流気圧信号を増幅することに用いられ、前記気圧信号直流増幅器が、表徴加圧カフ内における気圧情報の直流気圧信号を増幅することに用いられることを特徴とする請求項５に記載の非侵襲的血圧測定装置。
【請求項７】
１）ガスが充填されてから被測定者の動脈血液の流動が完全に遮断できる肢体部位に加圧カフを締め付け、そして、加圧カフにおける動脈血液の流動方向の下流部位に脈波検出器を固定するステップと、
２）本体のキーボードの起動キーを押して、インフレーターポンプ電機がオンになり、加圧カフにガスを充填し始め、加圧カフの圧力がゼロから緩やかに増大し、脈波検出器信号の出力がゼロになると、即ち動脈血液の流動が完全に遮断された後、インフレーターポンプ電機がオフになり、ガス充填を停止するステップと、
３）緩慢排気レベルに排気電磁弁を開き、加圧カフの圧力が緩やかに低下し、脈波検出器信号がゼロから、加圧カフの圧力が拡張期血圧よりも小さくなるまで、緩やかに増大し、この過程において、気圧交流信号及び脈波検出器信号がそれぞれ増幅され、アナログデジタル変換された後、マイクロプロセッサーに記録され、分析・処理され、
前記マイクロプロセッサーは、脈波の収縮期血圧付近での振幅が基本的に線形で変化することを測定することに基づいて、脈波検出器によって検出された、ゼロから緩やかに増大する過程における脈波振幅及びその対応する加圧カフの圧力に対して実時間処理を行って、収縮期血圧を確定し、
前記マイクロプロセッサーは、脈波の拡張期血圧付近での対応する気圧交流信号との間の遅延時間の特性を測定することに基づいて、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間に変化が生じてから比較的に変わらなくなるまでの過程におけるパルス遅延時間及びその対応する加圧カフの圧力に対して実時間処理を行って、拡張期血圧を確定するステップと、
４）快速排気レベルに排気電磁弁を開き、気嚢圧力が速やかにゼロに低下し、ディスプレイスクリーンに収縮期血圧と拡張期血圧の測定結果が表示されるステップと、
５）本体のキーボードのパワーオフキーを押して、測定を完成するステップと、をこの順に含むことを特徴とする非侵襲的血圧測定方法。
【請求項８】
前記ステップ３）が以下の関係式によって収縮期血圧を確定し、
Ｐｓｓ０＝（Ｈ２×Ｐｓｓ１−Ｈ１×Ｐｓｓ２）／（Ｈ２−Ｈ１）  ・・・  （１）
式（１）において、
Ｐｓｓ０は、精確な収縮期血圧であり、加圧カフの圧力がＰｓｓ０である時に、血液流動が完全に遮断された状態から次第に回復している流動状態に変わり、この時に、脈波振幅Ｈ０がゼロであり、
Ｈ２は、加圧カフの圧力がＰｓｓ２である時の脈波振幅であり、
Ｈ１は、加圧カフの圧力がＰｓｓ１である時の脈波振幅であることを特徴とする請求項７に記載の非侵襲的血圧測定方法。
【請求項９】
前記ステップ３）が以下のステップによって拡張期血圧を確定し、
３・１）拡張期血圧の付近における少なくとも連続的な５点のデータからなる、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間の特性曲線を測定し、そのうち、少なくとも連続的な３点のデータの加圧カフの圧力、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間が基本的に線形で変化し、関係曲線が斜線であり、以下の関係式が成立し、
（Ｐｓｚ３−Ｐｓｚ０）：（Ｔ３−Ｔ０）＝（Ｐｓｚ２−Ｐｓｚ０）：（Ｔ２−Ｔ０）＝（Ｐｓｚ１−Ｐｓｚ０）：（Ｔ１−Ｔ０）  ・・・  （３）
他の少なくとも連続的な２点のデータの加圧カフの圧力、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間が基本的に固定値であり、関係曲線が水平線であり、以下の関係式が成立し、
Ｐｓｚ０＞ＰｓｚＡ＞ＰｓｚＢ  ・・・  （４）
Ｔ０＝（ＴＡ＋ＴＢ）／２  ・・・  （５）
３・２）時間特性曲線における斜線と水平線の交差点によって拡張期血圧を確定し、
式（３）、（４）において、
Ｐｓｚ０は、精確な拡張期血圧であり、この点が上述した斜線と水平線の交差点であり、
式（５）において、
Ｔ０は、精確な拡張期血圧点遅延時間であることを特徴とする請求項７または８に記載の非侵襲的血圧測定方法。
【請求項１０】
前記ガスが充填されてから被測定者の動脈血液の流動が遮断できる肢体部位として、肘部位、腕部位、指部位、足部位、踝部位を含むことを特徴とする請求項９に記載の非侵襲的血圧測定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血圧測定に関し、特に、非侵襲的血圧測定装置及びその測定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
血圧が人体の最も主要な医学基礎パラメータの１つである。非侵襲的血圧測定は、最も一般に用いられている血圧検査方法であり、水銀柱血圧計用のコロトコフ音聴診法と、多数の電子血圧計用のオシログラフィとを含む。コロトコフ音聴診法による測定は、簡単であるが、異なる人に対して異なる結果を生じる可能性があり、大きく相違する場合があるという欠点が存在し、それは、１）心臓搏動に非連続性があり、２回の心臓鼓動間における水銀柱の低下高度に避けられにくい誤差が存在すること、２）血液が微細に流動する時にコロトコフ音が必ずしも発生しなく、音を聞く時に特徴音の出現時間を識別できないこと、３）音を聞く時に水銀圧力計の水銀柱の変化を観察することが同一ではなく、且つ示度を見る時に視覚誤差が存在すること、４）音を聞く時に特徴音の出現時間に対する識別に相違があり、手法や熟練程度に関わること、５）圧力放出・排気速度が国際標準３〜５ｍｍＨｇ／秒からずれ易く、誤差を形成すること、を主な原因とする。オシログラフィは、先進的な電子測定方法であるが、平均圧及び実験的因子に基づいて収縮期血圧と拡張期血圧を推定するので、個体差が大きく、心臓搏動に非連続性があることによっても、２回の心臓鼓動間における気嚢圧力の低下値に避けられにくい誤差が存在し、体運動、カフの振動、ガス管の振動、ガス管の剛性及び圧力放出・排気速度のいずれも測定結果の正確性に影響を及ぼす。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
本発明は、上述した従来の技術における欠点を補い、改善された非侵襲的血圧測定装置を提供することを解決しようとする技術的課題とする。
【０００４】
本発明は、上述した従来の技術における欠点を補い、改善された非侵襲的血圧測定方法を提供することを解決しようとするさらに他の技術的課題とする。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明は、脈波の変化情報を検出することに基づいて非侵襲的に血圧における収縮期血圧と拡張期血圧を確定する。前記脈波は、主動脈の根部の周期的な拡張及び収縮が血管壁を介して外周に伝播されて生じた波動であり、前記主動脈の根部の周期的な拡張及び収縮が心臓の周期的な収縮及び拡張と同期している。
【０００６】
本発明に係る非侵襲的血圧測定装置の技術問題は、以下の技術方案によって解決される。
【０００７】
このような非侵襲的血圧測定装置は、本体と、加圧カフとを備え、前記本体に、気圧センサーに接続されるマイクロプロセッサーが設けられており、前記加圧カフが、ガス管付きの気嚢状カフであり、前記気圧センサーに接続され、ガスが充填されてから被測定者の動脈血液の流動が完全に遮断できる肢体部位に締め付けられる。
【０００８】
このような非侵襲的血圧測定装置は、以下のような特徴点を有する。
【０００９】
前記加圧カフにおける動脈血液の流動方向の下流部位に固定され、前記本体に接続され、脈波の変化情報を検出して、加圧カフの圧力変化によって生じた血液流動パルスの変化を実時間的にセンシングすることに用いられる脈波検出器が設けられている。
【００１０】
前記マイクロプロセッサーは、脈波の収縮期血圧付近における振幅が基本的に線形で変化することを測定することに基づいて、前記脈波検出器によって検出された、ゼロから緩やかに増大する過程における脈波振幅及びその対応する加圧カフの圧力に対して実時間処理を行って、収縮期血圧を確定すると共に、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間の特性を測定することに基づいて、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間に変化が生じてから比較的に変わらなくなるまでの過程におけるパルス遅延時間及びその対応する加圧カフの圧力に対して実時間処理を行って、拡張期血圧を確定する。
【００１１】
本発明に係る非侵襲的血圧測定装置の技術問題は、以下の更なる技術方案によって解決される。
【００１２】
前記脈波検出器は、圧力感知式脈波検出器及び光電感知式脈波検出器のいずれかである。
【００１３】
前記本体は、それぞれマイクロプロセッサーに接続される脈波信号処理回路、気圧信号処理回路、インフレーターポンプ電機制御回路、排気電磁弁制御回路、人間計算機インタフェース、インフレーターポンプ、小孔排気弁、排気電磁弁を更に備え、前記脈波信号処理回路が前記脈波検出器に接続され、前記気圧信号処理回路の入力端が前記気圧センサーの出力端に接続され、前記気圧センサーの出力端が前記気圧信号処理回路の入力端に接続され、前記インフレーターポンプ電機制御回路が前記インフレーターポンプの電機に接続され、前記排気電磁弁制御回路が前記排気電磁弁に接続される。
【００１４】
前記脈波信号処理回路は、脈波信号増幅器と、入力端が脈波信号増幅器に接続されて出力端が前記マイクロプロセッサーに接続された又はマイクロプロセッサー内に集積された脈波信号アナログデジタルコンバーター（Ａｎａｌｏｇ−ｔｏ−Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ；ＡＤＣと略す）とを備える。
【００１５】
前記気圧信号処理回路は、本体内に設けられた気圧センサーと、気圧センサーに接続される気圧信号増幅器と、入力端が気圧信号増幅器に接続されて出力端が前記マイクロプロセッサーに接続された又はマイクロプロセッサー内に集積された気圧信号ＡＤＣとを備える。
【００１６】
前記本体は、それぞれ脈波検出器及び加圧カフに接続される脈波検出器ソケット及び加圧カフソケットを更に備え、前記脈波検出器ソケットが前記脈波信号処理回路の入力端に接続され、前記加圧カフソケットが前記気圧センサーの入力端に接続される。
【００１７】
本発明に係る非侵襲的血圧測定装置の技術問題は、以下の更なる技術方案によって解決される。
【００１８】
前記気圧信号増幅器は、気圧信号交流増幅器と気圧信号直流増幅器からなる２回路並行の気圧信号増幅器であり、前記気圧信号交流増幅器が、表徴加圧カフ内における気圧の血液流動パルス作用による波動情報の交流気圧信号を増幅することに用いられ、前記気圧信号直流増幅器が、表徴加圧カフ内における気圧情報の直流気圧信号を増幅することに用いられる。
【００１９】
前記気圧信号ＡＤＣは、入力端がそれぞれ気圧信号交流増幅器、気圧信号直流増幅器に接続されて出力端が前記マイクロプロセッサーに接続された又はマイクロプロセッサー内に集積された気圧交流信号ＡＤＣ及び気圧直流信号ＡＤＣを含む。
【００２０】
前記圧力感知式脈波検出器は、圧力感知シートと、前記圧力感知シートに接続される脈波信号リード線とを備え、前記検出器の外表面にクッションパッドが設けられている。感知式脈波検出器を動脈血管の体表に置くと、動脈血管の周期的な波動によって、体表の皮膚に周期的な起伏が発生し、且つクッションパッドを介して圧力感知シートを押付けて、圧力感知シートに周期的な圧電信号を発生させたり、周期的な抵抗変化を発生させたりする。前記光電感知式脈波検出器は、発光器と、受光器と、前記発光器に接続される電源及び発光信号リード線と、前記受光器に接続される電源及び受光信号リード線とを備える。光電式脈波検出器を動脈血管の体表に置くと、動脈血管の周期的な波動によって、被検出部位が光電感知式検出器における発光器に発射された光線を吸収する程度が周期的に変化し、光電感知式検出器における受光器が血液流動によって吸収された後の散乱光又は透過光を検出することによって、動脈血液の流動パルスに対応する電気信号パルスを得ることができる。
【００２１】
前記人間計算機インタフェースは、キーボード及びディスプレイを含むものである。
【００２２】
本発明に係る非侵襲的血圧測定方法の技術問題は、以下の技術方案によって解决される。
【００２３】
このような非侵襲的血圧測定方法は、以下のステップを順に含む。
【００２４】
１）ガスが充填されてから被測定者の動脈血液の流動が完全に遮断できる肢体部位に加圧カフを締め付け、そして、加圧カフにおける動脈血液の流動方向の下流部位に脈波検出器を固定するステップと、
２）本体のキーボードの起動キーを押して、インフレーターポンプ電機がオンになり、加圧カフにガスを充填し始め、加圧カフの圧力がゼロから緩やかに増大し、脈波検出器信号の出力がゼロになると、即ち動脈血液の流動が完全に遮断された後、インフレーターポンプ電機がオフになり、ガス充填を停止するステップと、
３）排気電磁弁がオフの状態で、小孔排気弁によって緩やかに排気し、加圧カフの圧力が緩やかに低下し、脈波検出器信号がゼロから、加圧カフの圧力が拡張期血圧よりも小さくなるまで、緩やかに増大し、この過程において、気圧交流信号及び脈波検出器信号がそれぞれ増幅され、アナログデジタル変換された後、マイクロプロセッサーに記録され、分析・処理され、
前記マイクロプロセッサーは、脈波の収縮期血圧付近での振幅が基本的に線形で変化することを測定することに基づいて、脈波検出器によって検出された、ゼロから緩やかに増大する過程における脈波振幅及びその対応する加圧カフの圧力に対して実時間処理を行って、収縮期血圧を確定し、
前記マイクロプロセッサーは、脈波の拡張期血圧付近での対応する気圧交流信号との間の遅延時間の特性を測定することに基づいて、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間に変化が生じるから比較的に変わらない過程におけるパルス遅延時間及びその対応する加圧カフの圧力に対して実時間処理を行って、拡張期血圧を確定するステップと、
４）排気電磁弁を開き、速やかに排気して、気嚢圧力が速やかにゼロに低下し、ディスプレイスクリーンに収縮期血圧と拡張期血圧の測定結果が表示されるステップと、
５）本体のキーボードのパワーオフキーを押して、測定を完成するステップと、をこの順に含む。
【００２５】
本発明に係る非侵襲的血圧測定方法の技術問題は、以下の更なる技術方案によって解决される。
【００２６】
前記ステップ３）が以下の関係式によって収縮期血圧を確定する。
Ｐｓｓ０＝（Ｈ２×Ｐｓｓ１−Ｈ１×Ｐｓｓ２）／（Ｈ２−Ｈ１）  ・・・  （１）
式（１）において、
Ｐｓｓ０は、精確な収縮期血圧であり、加圧カフの圧力がＰｓｓ０である時に、血液流動が完全に遮断された状態から次第に回復している流動状態に変わり、この時に、脈波振幅Ｈ０がゼロであり、
Ｈ２は、加圧カフの圧力がＰｓｓ２である時の脈波振幅であり、
Ｈ１は、加圧カフの圧力がＰｓｓ１である時の脈波振幅である。
【００２７】
前記収縮期血圧の関係式は、加圧カフの圧力が変化する時に収縮期血圧付近の脈波振幅が基本的に線形で変化することに基づくものであり、即ち、
（Ｐｓｓ２−Ｐｓｓ０）：Ｈ２＝（Ｐｓｓ１−Ｐｓｓ０）：Ｈ１  ・・・  （２）
である。
【００２８】
関係式（１）は、関係式（２）と同等であり、ただ形式上の相違である。
【００２９】
前記ステップ３）が以下のステップによって拡張期血圧を確定し、
３・１）拡張期血圧の付近における少なくとも連続的な５点のデータからなる、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間の特性曲線を測定し、そのうち、少なくとも連続的な３点のデータの加圧カフの圧力、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間が基本的に線形で変化し、関係曲線が斜線であり、以下の関係式が成立し、
（Ｐｓｚ３−Ｐｓｚ０）：（Ｔ３−Ｔ０）＝（Ｐｓｚ２−Ｐｓｚ０）：（Ｔ２−Ｔ０）＝（Ｐｓｚ１−Ｐｓｚ０）：（Ｔ１−Ｔ０）  ・・・  （３）
他の少なくとも連続的な２点のデータの加圧カフの圧力、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間が基本的に固定値であり、関係曲線が水平線であり、以下の関係式が成立し、
Ｐｓｚ０＞ＰｓｚＡ＞ＰｓｚＢ  ・・・  （４）
Ｔ０＝（ＴＡ＋ＴＢ）／２  ・・・  （５）
３・２）時間特性曲線における斜線と水平線の交差点によって拡張期血圧を確定し、
式（３）、（４）において、
Ｐｓｚ０は、精確な拡張期血圧であり、この点が上述した斜線と水平線の交差点であり、
式（５）において、
Ｔ０は、精確な拡張期血圧点遅延時間である。
【００３０】
本発明に係る非侵襲的血圧測定方法の技術問題は、以下の更なる技術方案によって解決される。
【００３１】
前記ガスが充填されてから被測定者の動脈血液の流動が遮断できる肢体部位として、肘部位、腕部位、指部位、足部位、踝部位を含む。
【発明の効果】
【００３２】
本発明は、従来の技術に比べて、非連続的事件を連続的測定に転換し、コロトコフ音が無い状態から生じるまでを判断する過程の代わりに、脈波の収縮期血圧付近での振幅が基本的に線形で変化することを測定することに基づいて、心臓搏動の非連続性による避けられない可能的誤差を回避して、血圧における収縮期血圧に対して正確に非侵襲的測定を行うことができ、一方、コロトコフ音が無い状態から生じるまでを判断する過程の代わりに、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間の拡張期血圧付近における時間特性を測定することに基づいても、心臓搏動の非連続性による避けられない可能的誤差を回避して、血圧における拡張期血圧に対して正確に非侵襲的測定を行うことができるという有用な効果がある。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１】本発明の具体的な実施形態の使用状態の図である。
【図２】図１の本体の構成のブロック図である。
【図３】本発明の具体的な実施形態の加圧カフの圧力が変化する時に、収縮期血圧付近の脈波振幅が基本的に線形で変化する模式図である。
【図４】本発明の具体的な実施形態の加圧カフの圧力が変化する時に、拡張期血圧前後の脈波遅延時間が変化する模式図である。
【発明を実施するための形態】
【００３４】
以下、具体的な実施形態に基づいて添付図面を参照しながら本発明を説明する。
【００３５】
本体１と、それぞれ本体に接続される加圧カフ２、圧力感知式脈波検出器３とを備える図１〜４に示すような非侵襲的血圧測定器及びその測定方法である。加圧カフ２は、ガス管付きの気嚢状カフであり、ガスが充填されてから被測定者の肘動脈血液の流動が完全に遮断できる肘部位に締め付けられ、本体１における加圧カフソケットに接続され、圧力感知式脈波検出器３は、加圧カフにおける動脈血液の流動方向の下流部位に固定され、本体１における脈波検出器ソケットに接続される。圧力感知式脈波検出器３は、脈波の変化情報を検出して、加圧カフ２の圧力変化によって生じた血液流動パルスの変化を実時間的にセンシングすることに用いられる。
【００３６】
本体１は、マイクロプロセッサーと、それぞれマイクロプロセッサーに接続される脈波信号処理回路、気圧信号処理回路、インフレーターポンプ電機制御回路、排気電磁弁制御回路、人間計算機インタフェース、気圧センサー、インフレーターポンプ、小孔排気弁、及び排気電磁弁と、それぞれ脈波検出器３、加圧カフ２に接続される脈波検出器ソケット、及び加圧カフソケットとを備える。脈波検出器ソケットが脈波信号処理回路の入力端に接続され、加圧カフソケットが気圧センサーに接続され、気圧センサーの出力端が気圧信号処理回路の入力端に接続され、インフレーターポンプの電機がインフレーターポンプ電機制御回路に接続され、排気電磁弁が排気電磁弁制御回路に接続される。
【００３７】
脈波信号処理回路は、脈波信号増幅器と、入力端が脈波信号増幅器に接続されて出力端がマイクロプロセッサーに接続される脈波信号ＡＤＣとを備え、脈波信号ＡＤＣがマイクロプロセッサー内に集積される。
【００３８】
気圧信号処理回路は、本体１内に設けられた気圧センサーと、気圧センサーに接続される気圧信号増幅器と、入力端が気圧信号増幅器に接続されて出力端がマイクロプロセッサーに接続される気圧信号ＡＤＣとを備え、気圧信号ＡＤＣがマイクロプロセッサー内に集積される。
【００３９】
気圧信号増幅器は、気圧信号交流増幅器と気圧信号直流増幅器からなる２回路並行の気圧信号増幅器であり、気圧信号交流増幅器が、表徴加圧カフ内における気圧の血液流動パルス作用による波動情報の交流気圧信号を増幅することに用いられ、気圧信号直流増幅器が、表徴加圧カフ内における気圧情報の直流気圧信号を増幅することに用いられる。
【００４０】
気圧信号ＡＤＣは、入力端がそれぞれ気圧信号交流増幅器、気圧信号直流増幅器に接続されて出力端がマイクロプロセッサーに接続される気圧交流信号ＡＤＣ及び気圧直流信号ＡＤＣを含む。
【００４１】
人間計算機インタフェースは、キーボード及びディスプレイを含むものである。
【００４２】
この具体的な実施形態における非侵襲的血圧測定器の測定方法は、以下のステップを順に含む。
【００４３】
１）ガスが充填されてから被測定者の動脈血液の流動が完全に遮断できる肢体部位に、加圧カフソケットに接続されるように加圧カフ２を締め付け、そして、加圧カフ２における動脈血液の流動方向の下流部位に、圧力感知式脈波検出器ソケットに接続されるよう圧力感知式脈波検出器３を固定するステップと、
２）本体１のキーボードの起動キーを押して、インフレーターポンプ電機がオンになり、加圧カフ２にガスを充填し始め、加圧カフ２の圧力がゼロから緩やかに増大し、圧力感知式脈波検出器３の信号出力がゼロになると、即ち動脈血液の流動が完全に遮断された後、インフレーターポンプ電機がオフになり、ガス充填を停止するステップと、
３）排気電磁弁がオフの状態で、小孔排気弁によって緩やかに排気し、加圧カフ２の圧力が緩やかに低下し、圧力感知式脈波検出器３の信号がゼロから、加圧カフ２の圧力が拡張期血圧よりも小さくなるまで、緩やかに増大し、この過程において、気圧脈動信号及び圧力感知式脈波検出器３の信号がそれぞれ増幅され、アナログデジタル変換された後、マイクロプロセッサーに記録され、分析・処理され、
マイクロプロセッサーは、脈波の収縮期血圧付近での振幅が基本的に線形で変化することを測定することに基づいて、脈波検出器によって検出された、ゼロから緩やかに増大する過程における若干の脈波振幅及びその対応する加圧カフの圧力に対して実時間処理を行って、以下の関係式によって収縮期血圧を確定し、
Ｐｓｓ０＝（Ｈ２×Ｐｓｓ１−Ｈ１×Ｐｓｓ２）／（Ｈ２−Ｈ１）  ・・・  （１）
式（１）において、
Ｐｓｓ０は、精確な収縮期血圧であり、加圧カフの圧力がＰｓｓ０である時に、血液流動が完全に遮断された状態から次第に回復している流動状態に変わり、この時に、脈波振幅Ｈ０がゼロであり、
Ｈ２は、加圧カフの圧力がＰｓｓ２である時の脈波振幅であり、
Ｈ１は、加圧カフの圧力がＰｓｓ１である時の脈波振幅であり、
マイクロプロセッサーは、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間の拡張期血圧付近での時間特性を測定することに基づいて、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間に変化が生じるから比較的に変わらない過程における若干のパルス遅延時間及びその対応する加圧カフの圧力に対して実時間処理を行って、拡張期血圧を確定し、
３・１）拡張期血圧の付近における少なくとも連続的な５点のデータからなる、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間の特性曲線を測定し、そのうち、少なくとも連続的な３点のデータの加圧カフの圧力、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間が基本的に線形で変化し、関係曲線が斜線であり、以下の関係式が成立し、
（Ｐｓｚ３−Ｐｓｚ０）：（Ｔ３−Ｔ０）＝（Ｐｓｚ２−Ｐｓｚ０）：（Ｔ２−Ｔ０）＝（Ｐｓｚ１−Ｐｓｚ０）：（Ｔ１−Ｔ０）  ・・・  （３）
他の少なくとも連続的な２点のデータの加圧カフの圧力、脈波と対応する気圧交流信号の間の遅延時間が基本的に固定値であり、関係曲線が水平線であり、以下の関係式が成立し、
Ｐｓｚ０＞ＰｓｚＡ＞ＰｓｚＢ  ・・・  （４）
Ｔ０＝（ＴＡ＋ＴＢ）／２  ・・・  （５）
３・２）時間特性曲線における斜線と水平線の交差点によって拡張期血圧を確定し、
式（３）、（４）において、
Ｐｓｚ０は、精確な拡張期血圧であり、この点が上述した斜線と水平線の交差点であり、
式（５）において、
Ｔ０は、精確な拡張期血圧点遅延時間であるステップと、
４）排気電磁弁を開き、速やかに排気し、気嚢圧力が速やかにゼロに低下し、ディスプレイスクリーンに収縮期血圧と拡張期血圧の測定結果が表示されるステップと、
５）本体１のキーボードのパワーオフキーを押して、測定を完成するステップと、をこの順に含む。
【００４４】
以上の内容は、具体的な好ましい実施形態を参照しながら本発明に対して行ったさらに詳しい説明であり、本発明の具体的な実施形態がこれらの説明に限定されると認めてはいけない。当業者にとって、本発明の構想から逸脱することなく行った、性能または用途が同様である若干の同等な取替えや著しい変形は、本発明の特許請求の範囲に含まれるとみなすべきである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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