(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
使用者の身体の所定部位に覆い被せられて膨脹／収縮する圧迫部と、
第１制御信号に応答して前記圧迫部に空気を注入する空気ポンプと、
前記圧迫部の空気圧力をセンシングし、センシングされた結果を出力する圧力センサーと、
アナログ形態の前記センシングされた結果をデジタル形態に変換し、変換された結果を圧力信号として出力するアナログ／デジタル変換器と、
前記圧力信号から前記圧迫部の現在の圧力を計算し、前記現在の圧力に相応して線形的に減圧される前記圧迫部の線形圧力を計算し、前記現在の圧力に応答して前記第１制御信号を発し、前記現在の圧力及び前記線形圧力を比較した結果から第２制御信号を発するとともに、前記圧迫部のガースを前記圧迫部が所定の圧力まで到達する時間で間接測定し、測定された時間を振動計的方法による血圧測定時に特性比率に反映して前記使用者の血圧を測定する制御部と、
前記第２制御信号をアナログ形態に変換し、変換された結果を排気制御信号として出力するデジタル／アナログ変換器と、
前記排気制御信号に応答して前記圧迫部から空気を排気させる比例制御弁とを備えることを特徴とする線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置。
【請求項２】
前記身体の所定部位は指に該当することを特徴とする請求項１に記載の線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置。
【請求項３】
前記圧迫部は、
前記空気ポンプから流れ込む空気を吸入する吸入管と、
前記空気を前記比例制御弁に排気する排気管と、
前記身体の所定部位に覆い被せられ、前記吸入管及び前記排気管に連結されて前記空気を流入／排気させ、収縮／膨脹するエアバッグを備え、
前記所定部位のガースによって変わる前記エアバッグの外周に相応して同じ圧力に到達する時間が変わることを特徴とする請求項１に記載の線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置。
【請求項４】
前記圧迫部は、
前記空気ポンプから流れ込まれる空気を吸入したり、前記空気を前記比例制御弁に排気する導管と、
前記身体の所定部位に覆い被せられ、前記導管と連結されて前記空気を流入／排気させ、収縮／膨脹するエアバッグを備え、
前記エアバッグの外周の変化に相応して同じ圧力に到達する時間が変わることを特徴とする請求項１に記載の線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置。
【請求項５】
前記制御部は、
前記線形圧力［Ｐ（ｉ）］（ここで、ｉは前記アナログ／デジタル変換器から前記圧力信号が入力される順番を示す）を下記式のように計算することを特徴とする請求項１に記載の線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置。
【数１】
0003898980.tif 000004
（ここで、Ｐmax 及びＰmin は各々前記圧迫部の最大圧力及び最小圧力を、ｆｓは前記アナログ／デジタル変換器のサンプリング周波数を、ｔは前記最大圧力から前記最小圧力までの所要時間を各々示し、０≦ｉ≦ｆｓ・ｔである。）
【請求項６】
前記血圧測定装置の作動方法であって、（ａ）前記空気ポンプが、前記圧迫部に空気を基準圧力まで注入する段階と、（ｂ）前記アナログ／デジタル変換器から出力された前記圧力信号から、前記制御部が、前記圧迫部の前記現在の圧力及び前記現在の圧力に該当する前記線形圧力を計算する段階と、（ｃ）前記制御部が、前記現在の圧力が前記線形圧力より大きいかを判断する段階と、（ｄ）前記現在の圧力が前記線形圧力より大きいと判断されれば、前記制御部が、前記圧迫部の圧力を低める程度を増加させる段階と、（ｅ）前記現在の圧力が前記線形圧力より大きくないと判断されれば、前記制御部が、前記圧迫部の圧力を低める程度を減少させる段階と、（ｆ）前記（ｄ）段階または前記（ｅ）段階後に、前記制御部が、前記現在の圧力がｆｓ・ｔ（ここで、ｆｓは前記アナログ／デジタル変換器のサンプリング周波数を、ｔは前記圧迫部の最大圧力から最小圧力までの所要時間を示す。）個だけ求められたかを判断する段階と、（ｇ）前記現在の圧力がｆｓ・ｔ個だけ求められていないと判断されれば、前記制御部が、ｉ（ここで、ｉは前記アナログ／デジタル変換器から前記圧力信号が入力される順番を示す）を可変させ、前記（ｂ）段階に進む段階と、（ｈ）前記現在の圧力がｆｓ・ｔ個だけ求められたと判断されれば、前記制御部が、ｆｓ・ｔ個の前記現在の圧力を用いて前記血圧を測定する段階とを備えることを特徴とする請求項１に記載の線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置の作動方法。
【請求項７】
前記（ａ）段階は（ａ１）前記空気ポンプが、空気を前記圧迫部に注入する段階と、（ａ２）前記圧力センサーが、前記圧迫部の空気圧力をセンシングする段階と、（ａ３）前記アナログ／デジタル変換器が、センシングされた結果をデジタル形態に変換して前記圧力信号を求める段階と、（ａ４）前記制御部が、前記圧力信号から前記圧迫部の前記空気圧力が前記基準圧力に到達したか否かを判断し、前記空気圧力が前記基準圧力に到達していないと判断されれば前記（ａ１）段階に進む段階と、（ａ５）前記空気圧力が前記基準圧力に到達したと判断されれば、前記制御部が、前記圧迫部への前記空気の注入を中止させ、前記（ｂ）段階に進む段階とを備えることを特徴とする請求項６に記載の線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置の作動方法。
【請求項８】
前記（ｂ）段階は、（ｂ１）前記（ａ）段階後に、前記圧力センサーが、前記圧迫部の空気圧力をセンシングする段階と、（ｂ２）前記アナログ／デジタル変換器が、センシングされた結果をデジタル形態に変換して前記圧力信号を求める段階と、（ｂ３）前記制御部が、前記線形圧力を計算し、前記圧力信号を用いて前記現在の圧力を計算し、前記（ｃ）段階に進む段階とを備えることを特徴とする請求項６に記載の線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置の作動方法。
【請求項９】
前記（ｂ）段階においてｉ＝０から前記線形圧力が計算されれば、前記現在の圧力がｆｓ・ｔ個だけ求められていないと判断される時、前記（ｇ）段階において前記制御部がｉを１だけ増加させて前記（ｂ）段階に進行し、前記（ｂ）段階においてｉ＝ｆｓ・ｔから前記線形圧力が計算されれば、前記現在の圧力がｆｓ・ｔ個だけ求められていないと判断される時、前記（ｇ）段階において前記制御部がｉを１だけ減少させて前記（ｂ）段階に進行することを特徴とする請求項６に記載の線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置の作動方法。
【請求項１０】
前記（ｈ）段階は、前記制御部が、前記圧迫部が所定圧力まで到達する時間を測定し、測定された時間と計算された前記現在の圧力とを用いて前記血圧を測定することを特徴とする請求項６に記載の線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置の作動方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は血圧測定に係り、特に線形的に変化可能な空気圧力を用いて血圧を測定する血圧測定装置及び方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
人間の健康を診断するために使われる多様な指標のうち最も容易で有用に用いられるのが血圧である。血圧は、心臓と血管とを含む循環器系統の異常を判断する指標として使われ、血圧が正常値から外れると持続的な治療が必要となる。
動脈血圧は心臓搏動によって変わり、心室が収縮して血液が動脈内に押し流された時の血圧を‘収縮期血圧’と称し、心室が拡張して血液が動脈内に押し流されない時にも動脈血管壁の弾力によって血液を圧迫するので血圧が‘０’にはならず、この時の血圧を‘拡張期血圧’と称する。
【０００３】
病院で血圧を測定する時、被検査者の緊張により血圧が実際より高く示されることが頻繁に生じる。また、血圧は多様な条件によって変わるので、一回の測定のみで正確な血圧を判定するのは難しい。朝起きたばかりで何も食べずに測定した血圧を‘基本血圧’と称する。基本血圧は診断を容易にする血圧であるが、実際にはこのような条件と周辺の状況とに合せて基本血圧を測定するのが難しいことが現実である。しかし、基本血圧の測定時の条件及び状況に最大限近似して血圧を測定するために、家庭での血圧測定が必須的に要求される。これにより、家庭で一般人が持続的に血圧を測定できる家庭用電子血圧計が必要となった。
【０００４】
家庭で一般人が正確に血圧を測定可能にすべく多様な研究が進行されつつあり、特に電子産業の発達によって、人の場合に間接的な方法で血圧を測定する自動化された血圧測定装置が一般的に用いられる。現在使われている自動化された電子血圧測定装置は特別な変換装置やマイクロホンを要求しない体積振動計的な方法に依存する。
【０００５】
収縮期圧と弛緩期圧とで生じるそれぞれの圧迫帯（ｃｕｆｆ）の振動の大きさと圧迫帯の最高の振動大きさとの間に一定の比率、すなわち特性比率が存在すると仮定しよう。この際、動脈搏動の変化を測定する機構を使用して血圧を測定する従来の血圧測定方法は、犬と人間との実験を通じて最大振動大きさの約５０％に該当するカフ（ｃｕｆｆ）振動条件で圧力を収縮期圧であると推定し、最大振動大きさの５０〜８０％に該当する圧迫帯振動条件で圧力を弛緩期圧であると推定する。
【０００６】
図１は、圧迫帯の圧力信号及び体積振動信号を示すグラフであって、圧力信号は点線で表され、体積振動信号は実線で表される。
図１に示された圧力信号は圧迫帯の圧力を線形的に減圧する時の信号であり、体積振動信号は圧力信号を０．５Ｈｚの高域通過フィルターを通過させて増幅して得た信号である。圧迫帯の圧力を一定に減圧する過程で、平均血圧に該当する圧力で体積振動信号の最大振幅１０が生じ、最大振幅１０の５０％に該当する振幅の心臓収縮振幅１２で収縮期血圧が生じ、最大振幅１０の７５％に該当する心臓弛緩振幅１４で拡張期血圧が生じる。この際、最大振幅１０に対する収縮期振幅１２の比率と拡張期振幅１４との比率を特性比率という。しかし、特性比率は人によって１０〜２０％の変動を有するが、これは多様な生体力学的な要素、すなわち圧迫帯の外形的特性と弾性、動脈、腕及び圧迫帯の圧力伝達特性、動脈血管壁の粘弾性的特性、動脈圧力波形と大きさ等によって相当大きな影響を受ける。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、現在使われている血圧測定装置はほとんど上腕で測定がなされる。したがって、血圧を測定しようとする使用者は上着を脱衣しなければならない煩わしさを有するだけでなく、圧迫が非常に大きく加えられて数回の血圧を反復して測定する時は不便である。
空気圧弁の排気特性は非線形的な特性を有し、特に指型圧迫帯のようにエアバッグの貯蔵量が小さい場合、排気特性がさらに非線形的な傾向を示す。このように、圧迫帯に空気の減圧が線形的になされなければ、最大振動に影響を与えるために、従来の血圧測定装置としては血圧を正確に測定出来ない。
【０００８】
米国特許出願番号ＵＳ５５７９７７６に“Ｏｓｃｉｌｌｏｍｅｔｒｉｃ  ｂｌｏｏｄ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ  ｍｏｎｉｔｏｒ  ｗｉｔｈ  ｅｎｈａｎｃｅｄ  ｃｕｆｆ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ  ｃｏｎｔｒｏｌ”という題目で開示された従来の血圧測定方法は圧迫帯の減圧／加圧時に圧迫帯の圧力が若干上昇／下降する現象を防止するために、圧迫帯を短時間加圧／減圧して所望の圧力水準に圧迫帯の圧力を復帰させる。しかし、このような従来の方法は圧迫帯の圧力を減少させる時にも空気ポンプを動作させなければならない問題点を有する。
【０００９】
従来の他の血圧測定方法が米国特許出願番号ＵＳ５６６０１８２に“Ｉｎｆｌａｔａｂｌｅ  ｃｕｆｆ  ｕｓｅｄ  ｆｏｒ  ｂｌｏｏｄ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ  ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ  ａｎｄ  ａｕｔｏｍａｔｉｃ  ｂｌｏｏｄ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ  ｍｅａｓｕｒｉｎｇ  ａｐｐａｒａｔｕｓ  ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ  ｉｎｆｌａｔａｂｌｅ  ｃｕｆｆ”という題目で開示されている。ここに開示された従来の方法は、目盛りを有し、伸張可能なエアバッグを有する圧迫帯を用いて上腕に覆い被せてエアバッグを縮少／拡張させて血圧を測定する。しかし、このような従来の方法は使用者が手動でエアバッグの大きさを調節すべき問題点を有する。
【００１０】
従来のさらに他の血圧測定方法が韓国特許出願番号１９９６−００３６８３に“排気制御機能を有する血圧計及びその製造方法”という題目で開示されている。ここに開示された従来の方法はマイクロコントローラからの制御信号によってソレノイド弁がオン／オフされることによって、導管内の空気を外部に排気させる。しかし、このような従来の方法は、ソレノイド弁を単純にオン／オフ制御するために、指型血圧計のように少量の空気で血液を圧迫するシステムにおいて線形的な減圧特性の具現を難しくする問題点を有する。
【００１１】
本発明が解決しようとする技術的課題は、線形的に変えられる空気圧を用いつつ使用者に簡便に装着して血圧を測定できる血圧測定装置を提供するところにある。
本発明が解決しようとする他の技術的課題は、前記血圧測定装置で行われる、線形的に変えられる空気圧を用いた血圧測定方法を提供するところにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
前記課題を達成するための本発明に係る線形的に変化可能な空気圧を用いた血圧測定装置は、使用者の身体の所定部位に覆い被せられて膨脹／収縮する圧迫部と、第１制御信号に応答して前記圧迫部に空気を注入する空気ポンプと、前記圧迫部の空気圧力をセンシングし、センシングされた結果を出力する圧力センサーと、アナログ形態の前記センシングされた結果をデジタル形態に変換し、変換された結果を圧力信号として出力するアナログ／デジタル変換器と、前記圧力信号から前記圧迫部の現在の圧力を計算し、前記現在の圧力に相応して線形的に減圧される前記圧迫部の線形圧力を計算し、前記現在の圧力に応答して前記第１制御信号を発し、前記現在の圧力及び前記線形圧力を比較した結果から第２制御信号を発して前記使用者の血圧を測定する制御部と、前記第２制御信号をアナログ形態に変換し、変換された結果を排気制御信号として出力するデジタル／アナログ変換器と、前記排気制御信号に応答して前記圧迫部から空気を排気させる比例制御弁とで構成されることが望ましい。
【００１３】
前記他の課題を達成するために、前記血圧測定装置で行われる血圧測定方法は、（ａ）  前記圧迫部に空気を基準圧力まで注入する段階と、（ｂ）  前記アナログ／デジタル変換器から出力された前記圧力信号から前記圧迫部の前記現在の圧力及び前記現在の圧力に該当する前記線形圧力を計算する段階と、（ｃ）  前記現在の圧力が前記線形圧力より大きいかを判断する段階と、（ｄ）  前記現在の圧力が前記線形圧力より大きいと判断されれば、前記圧迫部の圧力を低める程度を増加させる段階と、（ｅ）  前記現在の圧力が前記線形圧力より大きくないと判断されれば、前記圧迫部の圧力を低める程度を減少させる段階と、（ｆ）  前記（ｄ）段階または前記（ｅ）段階後に、前記現在の圧力がｆｓ・ｔ（ここで、ｆｓは前記アナログ／デジタル変換器のサンプリング周波数を、ｔは前記圧迫部の最大圧力から最小圧力までの所要時間を示す。）個だけ求められたかを判断する段階と、（ｇ）  前記現在の圧力がｆｓ・ｔ個だけ求められていないものと判断されれば、ｉ（ここで、ｉは前記アナログ／デジタル変換器から前記圧力信号が入力される順番を示す。）を可変させ、前記（ｂ）段階に進む段階と、（ｈ）  前記現在の圧力がｆｓ・ｔ個だけ求められたと判断されれば、ｆｓ・ｔ個の前記現在の圧力を用いて前記血圧を測定する段階とで構成されることが望ましい。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置の構成及び動作を添付した図面に基づいて次の通り説明する。
図２は本発明に係る線形的に変化可能な空気圧を用いた血圧測定装置のブロック図であって、圧迫部４０、圧力センサー４２、アナログ／デジタル変換器（ＡＤＣ：Ａｎａｌｏｇ  ｔｏ  Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）４４、制御部４６、デジタル／アナログ変換器（ＤＡＣ：Ｄｉｇｉｔａｌ  ｔｏ  Ａｎａｌｏｇ  Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）４８、比例制御弁５０及び空気ポンプ５２で構成される。
【００１５】
図２に示された圧迫部４０は血圧を測定しようとする使用者の身体の所定部位に覆い被せられて膨脹／収縮されうる。ここで、身体の所定部位は、指、腕、脚、足指などである。本発明による圧迫部４０の望ましい一実施形態の構成及び動作を添付した図面に基づいて次のように説明する。
図３は、図２に示された圧迫部４０の本発明に係る望ましい一実施形態４０Ａの外観を示す図面であって、エアバッグ７２、排気管７４及び吸入管７６で構成される。
【００１６】
図３を参照すれば、圧迫部４０Ａの吸入管７６は、空気ポンプ５２から矢印方向に流込む空気を吸入する役割をし、排気管７４はエアバッグ７２に含まれた空気を比例制御弁５０で矢印方向に排気する役割をする。この際、身体の所定部位に覆い被せるエアバッグ７２は吸入管７６及び排気管７４と連結されて空気を流入／排気させ、収縮／膨脹するようにゴムのような材質より具現され、その外部７０は円筒形の剛体より具現されうる。
【００１７】
また、本発明の他の実施形態によれば、圧迫部４０は、図３とは異なって、空気ポンプ５２から流込む空気を吸入する役割と空気を比例制御弁５０で排気する役割とを共に行う１つの導管（図示せず）を備えることもできる。すなわち、図３に示された吸入管７６と排気管７４とに区分されず、状況によって吸気／排気の役割を共に行う１つの導管より具現されうる。
【００１８】
この際、身体の所定部位のガースによって変わるエアバッグ７２に外周の長さに相応して圧迫部４０Ａが同じ圧力に到達する時間が変わる。ここで、エアバッグ７２の外周は空気ポンプ５２から流込む空気の量や比例制御弁５０に排気される空気の量によって変わる。このために、円筒形の圧迫部４０Ａは身体の所定部位に十分に覆い被さるほどの大きさを有するべきである。
【００１９】
図２に示された空気ポンプ５２は、制御部４６から入力した第１制御信号Ｃ１に応答して圧迫部４０に空気を注入する役割をする。この際、圧力センサー４２は圧迫部４０の圧力をセンシングし、センシングされた結果をＡＤＣ４４に出力する。ＡＤＣ４４は圧力センサー４２から入力したアナログ形式のセンシングされた結果をデジタル形式に変換し、変換された結果を圧力信号として制御部４６に出力する。
【００２０】
制御部４６はＡＤＣ４４から入力したデジタル形式の圧力信号から圧迫部４０の現在の圧力Ｐｃを計算し、計算された現在の圧力Ｐｃに対応する線形的に減圧される圧迫部４０の線形圧力［Ｐ（ｉ）］を次の式２のように計算する一方、計算された現在の圧力Ｐｃに応答して第１制御信号Ｃ１を生じる。
【数２】
0003898980.tif 000002
【００２１】
ここで、Ｐmax及びＰminは圧迫部４０の最大圧力及び最小圧力を、ｆsはＡＤＣ４４の所定のサンプリング周波数を、ｔは前記最大圧力Ｐmaxから前記最小圧力Ｐminまでの所要時間を各々示し、ｉは圧力信号がＡＤＣ４４から入力される順番を示し、０≦ｉ≦ｆｓ・ｔである。この際、制御部４６は０からｆｓ・ｔまでの値を上向きまたは下方きカウントし、カウント結果をｉとして出力するカウンター（図示せず）を備えることもある。また、制御部４６は計算された現在の圧力Ｐｃ及び線形圧力［Ｐ（ｉ）］を比較した結果から、第２制御信号Ｃ２を発生してＤＡＣ４８に出力する一方、現在の圧力Ｐｃから使用者の血圧を測定し、測定された血圧を出力端子ＯＵＴを通じて出力する。この際、制御部４６はＡＤＣ４４から順次に入力される圧力信号から計算した現在の圧力Ｐｃを貯蔵する貯蔵部（図示せず）を別途に備えられる。この場合、制御部４６は貯蔵部に貯蔵された現在の圧力Ｐｃを読出し、読出された現在の圧力Ｐｃから血圧を測定する。
【００２２】
本発明によれば、制御部４６はＡＤＣ４４から入力した圧力信号を用いて、圧迫部４０が所定の圧力まで到達する時間を測定し、測定された時間と、ＡＤＣ４４から順次に入力された圧力信号より計算され、貯蔵部に貯蔵された現在の圧力とを用いて血圧を測定することもできる。すなわち、制御部４６は圧迫部４０のガース、すなわち、円周を圧迫部４０が所定の圧力まで到達する時間で間接測定し、測定された時間を振動計的方法による血圧測定時に特性比率に反映する。
【００２３】
ＤＡＣ４８は制御部４６から入力した第２制御信号Ｃ２をアナログ形式に変換し、変換された結果を排気制御信号として比例制御弁５０に出力する。比例制御弁５０はＤＡＣ４８から入力した排気制御信号に応答して圧迫部４０から排気される空気の量を調節する。
以下、図２に示された血圧測定装置で行われる本発明による、線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定方法を添付した図面に基づいて次のように説明する。
【００２４】
図４Ａ、図４Ｂは本発明に係る線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定方法を説明するためのフローチャートであって、最初に圧迫部４０に空気を注入する段階（第１００〜第１０８段階）、圧迫部４０の現在の圧力Ｐｃと線形圧力［Ｐ（ｉ）］を測定する段階（第１１０〜第１１４段階）、計算された現在の圧力Ｐｃと線形圧力［Ｐ（ｉ）］との大きさ差によって圧力を低める程度を調整する段階（第１１６〜第１２０段階）及び現在の圧力Ｐｃが計算された数によってｉを変化させるか、或いは血圧を測定する段階（第１２２〜第１２６段階）よりなる。
【００２５】
本発明に係る血圧測定方法において、まず、大気圧と同じ水準の空気を含んでいるエアバッグ７２を有する圧迫部４０を身体の所定部位に覆い被せた後、空気ポンプ５２を用いて圧迫部４０に空気を所定の基準圧力まで注入する（第１００〜第１０８段階）。これについて詳細に説明すれば、まず空気ポンプ５２は空気を圧迫部４０に注入する（第１００段階）。第１００段階後に、圧力センサー４２は圧迫部４０の空気圧力をセンシングし、センシングされた結果をＡＤＣ４４に送る（第１０２段階）。第１０２段階後に、ＡＤＣ４４は圧力センサー４２でセンシングされた結果をデジタル形式に変換して圧力信号を求める（第１０４段階）。第１０４段階後に、制御部４６はＡＤＣ４４から入力した圧力信号から圧迫部４０の空気圧力が基準圧力に到達したか否かを判断する（第１０６段階）。おし、圧迫部４０の空気圧力が基準圧力に到達していないと判断されれば、第１００段階に進行する。すなわち、圧迫部４０の空気圧力が基準圧力に到達していないと判断されれば、制御部４６は空気ポンプ５２が空気を圧迫部４０に供給し続けるように第１制御信号Ｃ１を発生し、第１制御信号Ｃ１により空気ポンプ５２を制御する。しかし、圧力信号から圧迫部４０の空気圧力が基準圧力に到達したと判断されれば、制御部４６は空気ポンプ５２が圧迫部４０に空気を注入することを第１制御信号Ｃ１により中止させる（第１０８段階）。
【００２６】
このように圧迫部４０が初期に基準圧力に到達した後、空気ポンプ５２からの空気の注入が停止すれば、その後に圧迫部４０は空気を流出し始める。この際、第１０８段階後に、制御部４６は圧迫部４０の現在の圧力Ｐｃ及び現在の圧力Ｐｃに対応する線形圧力［Ｐ（ｉ）］を前記式２のように計算する（第１１０〜第１１４段階）。具体的に、第１０８段階後に、圧力センサー４２は最大圧力Ｐmaxから徐々に空気を排気して減圧する圧迫部４０の空気圧力をセンシングする（第１１０段階）。第１１０段階後に、ＡＤＣ４４は圧力センサー４２でセンシングされた結果をデジタル形式に変換して圧力信号を求める（第１１２段階）。第１１２段階後に、制御部４６はＡＤＣ４４から入力した圧力信号を用いて現在の圧力Ｐｃを計算する一方、計算された現在の圧力Ｐｃに対応する線形圧力［Ｐ（ｉ）］を計算する（第１１４段階）。
【００２７】
第１１４段階後に、制御部４６は現在の圧力Ｐｃが線形圧力［Ｐ（ｉ）］より大きいかを判断する（第１１６段階）。もし、現在の圧力Ｐｃが線形圧力［Ｐ（ｉ）］より大きくないと判断されれば、圧迫部４０の圧力を低める程度を減少させる（第１１８段階）。このために、現在の圧力Ｐｃが線形圧力［Ｐ（ｉ）］より大きくないと判断されれば、制御部４６は比例制御弁５０が圧迫部４０から排気される空気の量を減少させるように、すなわち、比例制御弁５０の排気孔が小さくなるように制御する第２制御信号Ｃ２を生じる。しかし、現在の圧力Ｐｃが線形圧力［Ｐ（ｉ）］より大きいと判断されれば、圧迫部４０の圧力を低める程度を増加させる（第１２０段階）。このために、現在の圧力Ｐｃが線形圧力［Ｐ（ｉ）］より大きいと判断されれば、制御部４６は比例制御弁５０が圧迫部４０から排気される空気の量を増加させるように、すなわち、比例制御弁５０の排気孔が大きくなるように制御する第２制御信号Ｃ２を発生する。
【００２８】
一方、第１１８段階または第１２０段階後に、制御部４６は現在の圧力Ｐｃがｆｓ・ｔだけ求めたかを判断する（第１２２段階）。ここで、前述したカウンター（図示せず）が上向きカウント動作を行えば、制御部４６はｉ＝ｆｓ・ｔであるかを判断するが、カウンターが下向きカウント動作を行えば制御部４６はｉ＝０であるかを判断する。
【００２９】
もし、現在の圧力Ｐｃがｆｓ・ｔだけ求められていないと判断されれば、制御部４６はｉを‘１’だけ増加（または、減少）させ、第１１０段階に進行する（第１２４段階）。例えば、第１１４段階でｉ＝０から線形圧力［Ｐ（ｉ）］が計算されれば、すなわち、制御部４６に備えられるカウンターが上向きカウント動作を行えば、制御部４６はｉを１だけ増加させる。しかし、第１１４段階でｉ＝ｆｓ・ｔから線形圧力［Ｐ（ｉ）］が計算されれば、すなわち、制御部４６に備えられるカウンターが下向きカウント動作を行えば、制御部４６はｉを１だけ減少させる。
【００３０】
しかし、現在の圧力Ｐｃがｆｓ・ｔだけ求めたと判断されれば、制御部４６は貯蔵部に貯蔵されたｆｓ・ｔの現在の圧力Ｐｃを用いて血圧を測定する（第１２６段階）。
図２に示された圧迫部４０の減圧が非線形的な場合と線形的な場合とを添付したグラフを参照して次のように比較する。
図５は、非線形的な減圧を示すグラフであって、縦軸は電圧を、横軸は時間を各々示し、圧力信号は点線で、体積振動信号は実線で各々表する。
【００３１】
図６は、線形的な減圧を示すグラフであって、縦軸は電圧を、横軸は時間を各々示し、圧力信号は点線で、体積振動信号は実線で各々表する。
図５に示されたように、圧迫部４０の空気圧力が非線形的に減圧される場合、圧迫部４０の最大圧力と最小圧力とを区分し難い。しかし、図６に示されたように、本発明に係る血圧測定装置及び方法に依り、圧迫部４０の空気圧力が線形的に減圧される場合、圧迫部４０の最大圧力と最小圧力とは明確に区分されうる。
【００３２】
８人の被検査者を対象に、本発明に係る血圧測定装置及び方法と、従来の古典的な聴診法のそれぞれに依存して血圧を１０回測定した後、表１のような結果を得た。
【表１】
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【００３３】
ここで、収縮期に対する平均誤差とは、本発明による血圧測定装置及び方法により測定された収縮期平均と聴診法により測定された収縮期の平均との差を意味し、拡張期に対する平均誤差とは、本発明による血圧測定装置及び方法により測定された拡張期平均と聴診法により測定された拡張期の平均との差を各々意味する。表１から、本発明による血圧測定装置及び方法は、韓国食品医薬品安全庁で提示した電子医療機器承認の要求仕様である平均誤差±５mmＨｇを満たすことが分かる。
【００３４】
【発明の効果】
前述したように、本発明に係る線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置及び方法は、圧迫部を上腕以外に身体の他の部位、例えば指などに装着できるので、使用者が上着を脱がなくても良いなど使用者を楽にしつつ数回に亙って使用者の血圧を測定可能にし、圧迫部に空気が注入された後、空気を線形的に減圧できるために、最大発振で影響を与えなくなって使用者の血圧をさらに正確に測定できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  圧迫帯の圧力信号及び体積振動信号を示すグラフである。
【図２】  本発明に係る線形的に変化可能な空気圧力を用いた血圧測定装置のブロック図である。
【図３】  図２に示された圧迫部の本発明に係る望ましい一実施形態の外観を示す図面である。
【図４Ａ】  本発明に係る線形的に変化可能な空気圧を用いた血圧測定方法を説明するためのフローチャートである。
【図４Ｂ】  本発明に係る線形的に変化可能な空気圧を用いた血圧測定方法を説明するためのフローチャートである。
【図５】  非線形的な減圧特性を示すグラフである。
【図６】  線形的な減圧特性を示すグラフである。
【符号の説明】
４０…圧迫部
４２…圧力センサー
４４…アナログ／デジタル変換器
４６…  制御部
４８…  デジタル／アナログ変換器
５０…比例制御弁
５２…空気ポンプ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図５】
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【図６】
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