(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の動脈から発生する脈波を検出するために該生体の被圧迫部位に巻き付けられる脈波検出用圧迫帯であって、
前記被圧迫部位の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、
前記被圧迫部位の長手方向において連なるように前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する検出用膨張袋と
を、含み、
前記上流側膨張袋、検出用膨張袋、および下流側膨張袋で前記生体の被圧迫部位を同じ圧力で圧迫した状態で、前記検出用膨張袋内の圧力変動を前記脈波として検出するようにし、
前記被圧迫部位の長手方向における前記検出用膨張袋の両端部には互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝が形成され、
前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の前記検出用膨張袋に隣接する側の隣接側端部は、該一対の折込溝内に差し入れられていることを特徴とする脈波検出用圧迫帯。
【請求項２】
前記検出用膨張袋の一対の折込溝の相対向する溝側面の少なくとも一方と該折込溝内に挿し入れられた前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の隣接側端部との間に、前記脈波検出用圧迫帯の長手方向の曲げ剛性よりも該圧迫帯の幅の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状遮蔽部材が介在させられていることを特徴とする請求項１に記載の脈波検出用圧迫帯。
【請求項３】
前記長手状遮蔽部材は、前記被圧迫部位の長手方向に平行な複数本の可撓性中空管が互いに平行な状態で該被圧迫部位の周方向に連ねて配列されることにより構成されたものであることを特徴とする請求項２に記載の脈波検出用圧迫帯。
【請求項４】
請求項１乃至３のいずれか１の脈波検出用圧迫帯を備えた自動血圧測定装置であって、
前記検出用膨張袋内の圧力を検出する圧力センサと、
前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と検出用膨張袋とを相互に連通させた状態で昇圧することにより前記被圧迫部位内の動脈を圧迫し、該圧迫圧を連続的に変化させる圧力制御手段と、
前記圧力制御手段により圧迫圧が変化させられる過程で前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波を抽出し、該脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定するオシロメトリック式血圧測定手段と
を、含むことを特徴とする自動血圧測定装置。
【請求項５】
請求項４の自動血圧測定装置を備えた血管柔軟度測定装置であって、
前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波の振幅値と前記自動血圧測定装置により測定された血圧値とに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスを算出する動脈コンプライアンス算出手段を含むことを特徴とする血管柔軟度測定装置。
【請求項６】
前記動脈コンプライアンス算出手段は、前記検出用膨張袋の容積変化に対する圧力変化の関係から前記脈波の振幅値を圧力単位から容積単位へ換算するカフコンプライアンスを算出するカフコンプライアンス算出手段を含み、該容積単位へ換算された脈波の振幅値と前記自動血圧測定装置により検出された最高血圧値と最低血圧値との圧力差である脈圧とに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスを算出するものであることを特徴とする請求項５に記載の血管柔軟度測定装置。
【請求項７】
前記動脈の脈動に対応する大きさの予め設定された一定容積の気体を前記検出用膨張袋内に加える定容積脈波発生装置を備え、
前記カフコンプライアンス算出手段は、該定容積脈波発生装置により前記検出用膨張袋内に加えられる一定容積の気体の容積値と、該一定容積の気体が前記検出用膨張袋内に加えられたときに前記圧力センサにより検出された該検出用膨張袋内の圧力上昇値との関係を予め求めるものであることを特徴とする請求項６に記載の血管柔軟度測定装置。
【請求項８】
請求項１乃至３のいずれか１の脈波検出用圧迫帯を備えた脈波伝播速度測定装置であって、
前記上流側膨張袋内の圧力を検出する第１圧力センサと、
前記下流側膨張袋内の圧力を検出する第３圧力センサと、
前記上流側膨張袋および下流側膨張袋内に前記生体の最低血圧値よりも低い圧力で気体を充満させた状態で前記第１圧力センサにより検出された脈波から前記第３圧力センサにより検出された脈波までの脈波伝播時間と、該上流側膨張袋と下流側膨張袋との間の中心間距離とに基づいて、前記動脈内の脈波伝播速度を算出する脈波伝播速度測定手段と
を、含むことを特徴とする脈波伝播速度測定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、腕、足首のような生体の肢体である被圧迫部位内の動脈から発生する脈波を検出するためにその被圧迫部位に巻回される圧迫帯、その圧迫帯を備えた自動血圧測定装置、血管柔軟度測定装置、脈波伝播速度測定装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
生体の血圧値、脈波伝播速度、動脈柔軟度( コンプライアンス) 等の生体の循環器情報は、生体の動脈から発生する脈波を基礎として測定される。この生体の動脈から発生する脈波は、生体の被圧迫部位に巻回された圧迫帯内の圧力振動として簡便に検出される。しかし、この圧迫帯( カフ）に備えられた膨張袋は、被圧迫部位の径に対して十分に大きい圧迫幅寸法を必要として比較的大きな容量のものであることから、動脈の容量変化に応答して発生する圧力振動である脈波は微弱な信号となる傾向にあるとともに、圧迫帯の幅方向の端部の圧迫圧力は被圧迫部位に対して減衰しておりその被圧迫部位に対する圧迫の有効幅はたとえば８０％以下となって不均一となっている状態で得られた脈波であるため、測定誤差の要因となっていた。
【０００３】
これに対して、特許文献１に示されるように、動脈の容量変化を明確に検出するために主膨張袋に対して少容量の検出用膨張袋を上記主膨張袋の内側に設けるとともに、検出用膨張袋と主膨張袋との間に遮蔽板を設けた２層構造の圧迫帯が提案されている。これによれば、主膨張袋による加圧が、被圧迫部位へ直接に且つ検出用膨張袋を通して間接的に行われるとともに、脈波を検出するときはそれら主膨張袋と検出用膨張袋との間のエヤー径を遮断或いは抵抗を与えることにより圧力変動に関しては独立状態とし、動脈の容積変動により上記検出用膨張袋に発生した圧力振動である脈波が検出される。このとき、検出用膨張袋は遮蔽板により主膨張袋との間が遮蔽されており且つ比較的小容積であるため、検出用膨張袋内の圧力振動である脈波をある程度正確に得ることができるようになる。
【特許文献１】特開平０５−２６９０８９号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、上記特許文献１に示される従来の２層構造の圧迫帯によれば、生体の皮膚側に検出用膨張袋が位置していることにより主膨張袋の圧力が適正に動脈に加えられないので、正確な脈波が得られ難いという不都合があった。
【０００５】
本発明の目的とするところは、生体の被圧迫部位内の動脈に対して圧迫圧力を適正に加えることができ、正確な脈波が得られる脈波検出用圧迫帯、それを備えた自動血圧測定装置、血管柔軟度測定装置、脈波伝播速度測定装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
かかる目的を達成するために、請求項１に係る発明は、(a) 生体の動脈から発生する脈波を検出するために該生体の被圧迫部位に巻き付けられる脈波検出用圧迫帯であって、(b) 前記被圧迫部位の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、(c) 前記被圧迫部位の長手方向において連なるように前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する検出用膨張袋とを、含み、(d) 前記上流側膨張袋、検出用膨張袋、および下流側膨張袋で前記生体の被圧迫部位を同じ圧力で圧迫した状態で、前記検出用膨張袋内の圧力変動を前記脈波として検出するようにし、(e) 前記被圧迫部位の長手方向における前記検出用膨張袋の両端部には互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝が形成され、(f) 前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の前記検出用膨張袋に隣接する側の隣接側端部は、該一対の折込溝内に差し入れられていることを特徴とする。
【０００８】
また、請求項２に係る発明の脈波検出用圧迫帯は請求項１に係る発明において、前記検出用膨張袋の一対の折込溝の相対向する溝側面の少なくとも一方と該折込溝内に挿し入れられた前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の隣接側端部との間に、前記脈波検出用圧迫帯の長手方向の曲げ剛性よりも該脈波検出用圧迫帯の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状遮蔽部材が介在させられていることを特徴とする。
【０００９】
また、請求項３に係る発明の脈波検出用圧迫帯は、請求項２に係る発明において、前記長手状遮蔽部材は、前記被圧迫部位の長手方向に平行な複数本の可撓性中空管が互いに平行な状態で該被圧迫部位の周方向に連ねて配列されることにより構成されたものであることを特徴とする
【００１０】
また、請求項４に係る発明の自動血圧測定装置は、(a) 請求項１乃至３のいずれか１の脈波検出用圧迫帯を備えるものであって、(b) 前記検出用膨張袋内の圧力を検出する圧力センサと、(c) 前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と検出用膨張袋とを相互に連通させた状態で昇圧することにより前記被圧迫部位内の動脈を圧迫し、該圧迫圧を連続的に変化させる圧力制御手段と、(d) 前記圧力制御手段により圧迫圧が変化させられる過程で前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波を抽出し、該脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定するオシロメトリック式血圧測定手段とを、含むことを特徴とする。
【００１１】
また、請求項５に係る発明の血管柔軟度測定装置は、(a) 請求項４の自動血圧測定装置を備えるものであって、(b) 前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波の振幅値と前記自動血圧測定装置により測定された血圧値とに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスを算出する動脈コンプライアンス算出手段を含むことを特徴とする。
【００１２】
また、請求項６に係る発明の血管柔軟度測定装置は、前記動脈コンプライアンス算出手段が、前記検出用膨張袋の容積変化に対する圧力変化の関係から前記脈波の振幅値を圧力単位から容積単位へ換算するためのカフコンプライアンスを算出するカフコンプライアンス算出手段を含み、該容積単位へ換算された脈波の振幅値と前記自動血圧測定装置により検出された最高血圧値と最低血圧値との圧力差とに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスを算出するものであることを特徴とする。
【００１３】
また、請求項７に係る発明の血管柔軟度測定装置は、(a) 前記動脈の脈動に対応する大きさの予め設定された一定容積の気体を前記検出用膨張袋内に加える定容積脈波発生装置を備え、(b) 前記動脈コンプライアンス算出手段は、該定容積脈波発生装置により前記検出用膨張袋内に加えられる一定容積の気体の容積値と、該一定容積の気体が前記検出用膨張袋内に加えられたときに前記圧力センサにより検出された該検出用膨張袋内の圧力上昇値との関係を予め求めるものであることを特徴とする。
【００１４】
また、請求項８に係る発明の脈波伝播速度測定装置は、(a) 請求項１乃至３のいずれか１の脈波検出用圧迫帯を備えるものであって、(b) 前記上流側膨張袋内の圧力を検出する第１圧力センサと、(c) 前記下流側膨張袋内の圧力を検出する第３圧力センサと、(d) 前記上流側膨張袋および下流側膨張袋内に前記生体の最低血圧値よりも低い圧力で気体を充満させた状態で前記第１圧力センサにより検出された脈波から前記第３圧力センサにより検出された脈波までの脈波伝播時間と、該上流側膨張袋と下流側膨張袋との間の中心間距離とに基づいて、前記動脈内の脈波伝播速度を算出する脈波伝播速度測定手段とを、含むことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１５】
請求項１に係る発明の脈波検出用圧迫帯は、前記被圧迫部位の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、前記被圧迫部位の長手方向において連なるように前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する検出用膨張袋とを、含み、前記上流側膨張袋、検出用膨張袋、および下流側膨張袋で前記生体の被圧迫部位を同じ圧力で圧迫した状態で、前記検出用膨張袋内の圧力変動を前記脈波として検出するようにしたものである。このため、被圧迫部位の長手方向において連なる上流側膨張袋、検出用膨張袋、下流側膨張袋から生体の被圧迫部位内の動脈に対して圧迫圧力を均等な圧力分布で加えつつ、正確な脈波が得られる。さらに、前記被圧迫部位の長手方向における前記検出用膨張袋の両端部には互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝が形成され、前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の前記検出用膨張袋に隣接する側の隣接側端部は、該一対の折込溝内に差し入れられていることから、検出用膨張袋の両端部と上流側膨張袋および下流側膨張袋の隣接側端部とは被圧迫部位の径方向に重ねられた状態となるので、それら検出用膨張袋と上流側膨張袋および下流側膨張袋との境界付近においても被圧迫部位に対して均一な圧迫圧力分布が得られる。
【００１７】
また、請求項２に係る発明の脈波検出用圧迫帯によれば、前記検出用膨張袋の一対の折込溝の相対向する溝側面の少なくとも一方と該折込溝内に挿し入れられた前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の隣接側端部との間に、前記脈波検出用圧迫帯の長手方向の曲げ剛性よりも該圧迫帯の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状遮蔽部材が介在させられていることから、特に、上流側膨張袋および下流側膨張袋から検出用膨張袋への低周波数の圧力振動ノイズの遮蔽作用が好適に得られ、比較的低周波数の圧力振動ノイズの影響を受け難い正確な脈波が得られる。
【００１８】
また、請求項３に係る発明の脈波検出用圧迫帯によれば、前記長手状遮蔽部材は、前記被圧迫部位の長手方向に平行な複数本の可撓性中空管が互いに平行な状態で該被圧迫部位の周方向に連ねて配列されることにより構成されたものであることから、上流側膨張袋および下流側膨張袋から検出用膨張袋への低周波数の圧力振動ノイズの遮蔽作用が一層好適に得られ、比較的低周波数の圧力振動ノイズの影響を受け難い一層正確な脈波が得られる。
【００１９】
また、請求項４に係る発明の自動血圧測定装置によれば、前記検出用膨張袋と、その検出用膨張袋内の圧力を検出する圧力センサと、前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と検出用膨張袋とを相互に連通させた状態で昇圧することにより前記被圧迫部位内の動脈を圧迫し、該圧迫圧を連続的に変化させる圧力制御手段と、前記圧力制御手段により圧迫圧が変化させられる過程で前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波を抽出し、それら脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定するオシロメトリック式の血圧測定手段とを、含むので、前記検出用膨張袋から得られる正確な脈波に基づいて精度の高い血圧値が得られる。
【００２０】
また、請求項５に係る発明の血管柔軟度測定装置によれば、前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波の振幅値と前記自動血圧測定装置により測定された血圧値とに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスを算出する動脈コンプライアンス測定出手段を含むことから、前記検出用膨張袋から得られる正確な脈波とその脈波の変化から算出される精度の高い血圧値とに基づいて、精度の高い動脈の柔軟度が得られる。
【００２１】
また、請求項６に係る発明の血管柔軟度測定装置によれば、前記動脈コンプライアンス算出手段は、前記検出用膨張袋の容積変化に対する圧力変化の関係から前記脈波の振幅値を圧力単位から容積単位へ換算するためのカフコンプライアンスを算出するカフコンプライアンス算出手段を含み、その容積単位へ換算された脈波の振幅値と前記自動血圧測定装置により検出された最高血圧値と最低血圧値との圧力差とに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスを算出するものであることから、一層正確な動脈の柔軟度が得られる。
【００２２】
また、請求項７に係る発明の血管柔軟度測定装置によれば、前記動脈の脈動に対応する大きさの予め設定された一定容積の気体を前記検出用膨張袋内に加える定容積脈波発生装置を備え、前記カフコンプライアンス算出手段は、その定容積脈波発生装置により前記検出用膨張袋内に加えられる一定容積の気体の容積値と、その一定容積の気体が前記検出用膨張袋内に加えられたときに前記圧力センサにより検出された検出用膨張袋内の圧力上昇値との関係を予め求めるものであることから、その関係により検出用膨張袋のカフコンプライアンスが、たとえば予め設定された一定周期、脈拍、或いは圧迫圧変化値に応答して上記定容積脈波発生装置から一定容積の気体が検出用膨張袋内に加えられる毎に逐次得られる。
【００２３】
また、請求項８に係る発明の脈波伝播速度測定装置によれば、前記脈波検出用圧迫帯と、前記上流側膨張袋内の圧力を検出する第１圧力センサと、前記下流側膨張袋内の圧力を検出する第３圧力センサと、前記上流側膨張袋および下流側膨張袋内に前記生体の最低血圧値よりも低い圧力で気体を充満させた状態で前記第１圧力センサにより検出された脈波から前記第３圧力センサにより検出された脈波までの脈波伝播時間と、該上流側膨張袋と下流側膨張袋との間の中心間距離とに基づいて、前記動脈内の脈波伝播速度を算出する脈波伝播速度測定手段とを、含むことから、生体の被圧迫部位における動脈の局部的脈波伝播速度値が容易に得られる。好適には、検出用膨張袋内が排気された状態で上記第２圧力センサにより検出された脈波から前記第３圧力センサにより検出された脈波までの脈波伝播時間が算出される。このようにすれば、上流側膨張袋および下流側膨張袋の間が十分に遮蔽されるので、検出される脈波が正確となり、精度の高い伝播速度が得られる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
以下、本発明の一実施例について図面を参照しつつ詳細に説明する。
【実施例１】
【００２５】
図１は、被圧迫部位である生体の肢体たとえば上腕１０に巻き付けられる本発明の脈波検出用圧迫帯の一例である上腕用の圧迫帯１２を備えた循環器情報測定装置１４を示している。この循環器情報測定装置１４は、生体の肢体１０内の動脈１６から発生する圧脈波ＡＰＷ、その生体の血圧値ＢＰ、動脈柔軟度（動脈コンプライアンス) Ｋ、脈波伝播速度ＰＷＶを測定することができるので、圧脈波検出装置、自動血圧測定装置、血管( 動脈) 柔軟度測定装置、および、脈波伝播速度測定装置として機能している。
【００２６】
図２は上記圧迫帯１２の外周面を示す一部を切り欠いた図であり、図３はその圧迫帯１２の内周面を示す図である。図２および図３に示すように、圧迫帯１２は、ＰＶＣ等の合成樹脂により裏面がラミネートされた合成樹脂繊維製の外周側面不織布２０ａおよび内周側不織布２０ｂから成る帯状外袋２０と、その帯状外袋２０内において幅方向に順次収容され、たとえば軟質ポリ塩化ビニルシートなどの可撓性シートから構成された上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６とを備え、外周側面不織布２０ａの端部に取り付けられた面ファスナ２８に内周側不織布２０の端部に取り付けられた起毛パイル３０が着脱可能に接着されることにより、上腕１０に着脱可能に装着されるようになっている。上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６は、それぞれ独立した気室を構成するとともに、管接続用コネクタ３２、３４、および３６を外周面側に備えている。それら管接続用コネクタ３２、３４、および３６は、外周側面不織布２０ａを通して圧迫帯１２の外周面に露出されている。
【００２７】
図４は、上記圧迫帯１２内に備えられた上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６を示す平面図であり、図５はそれらを幅方向に切断した断面図であり、図６はそれらを分離して示す斜視図である。上流側膨張袋２２、中流側膨張袋２４、および下流側膨張袋２６は、それぞれ長手状を成し、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６は検出用膨張袋２４の両側に隣接した状態で配置されている。検出用膨張袋２４は、動脈１６から発生する脈波ＰＷを検出するためのものであり、上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の間に挟まれた状態で圧迫帯１２の幅方向の中央部に配置されている。
【００２８】
検出用膨張袋２４は所謂マチ構造の側縁部を両側に備えている。すなわち、検出用膨張袋２４の上腕１０の長手方向における両端部には、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆがそれぞれ形成されている。そして、前記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４に隣接する側の隣接側端部２２ａおよび２６ａがそれら一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆ内に差し入れられて配置されるようになっている。これにより、検出用膨張袋２４の両端部と上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４に隣接する側の隣接側端部２２ａおよび２６ａとが相互に重ねられた構造すなわちオーバラップ構造となるので、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６が等圧で上腕１０を圧迫したときにそれらの境界付近においても均等な圧力分布が得られる。この場合、上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６は、専ら上腕１０を圧迫するための主膨張袋として機能し、検出用膨張袋２４は動脈１６から発生する脈波を専ら検出する脈波検出用として機能している。
【００２９】
上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６も、所謂マチ構造の側縁部を検出用膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂを備えている。すなわち、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂには、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る折込溝２２ｆおよび２６ｆがそれぞれ形成されている。それら折込溝２２ｆおよび２６ｆを構成するシートは、幅方向に飛び出ないように、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６内に配置された貫通穴を備える接続シート３８、４０を介してその反対側部分すなわち検出用膨張袋２４側の部分に接続されている。これにより、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の端部２２ｂおよび２６ｂにおいても上腕１０に対する圧迫圧が他の部分と同様に得られるので、圧迫帯１２の幅方向の有効圧迫幅がその幅寸法と同等になる。圧迫帯１２の幅方向は１２ｃｍ程度であり、その幅方向に３つの上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６が配置された構造であるから、それぞれが実質的に４ｃｍ程度の幅寸法とならざるを得ない。このような狭い幅寸法であっても圧迫機能を十分に発生させるため、検出用膨張袋２４の両端部２４ａおよび２４ｂと上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の隣接側端部２２ａおよび２６ａとが相互に重ねられたオーバラップ構造とされるとともに、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂは，所謂マチ構造の側縁部とされている。
【００３０】
上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４側の端部２２ａおよび２６ａと、それが差し入れられている一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆの内壁面すなわち相対向する溝側面との間には、圧迫帯１２の長手方向の曲げ剛性よりもその圧迫帯１２の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状遮蔽部材４２がそれぞれ介在させられている。本実施例では、図４、図５に示すように、上流側膨張袋２２の端部２２ａとそれが差し入れられている折込溝２４ｆとの間の隙間のうちの外周側の隙間、および、下流側膨張袋２６の端部２６ａとそれが差し入れられている折込溝２４ｆとの間の隙間のうちの外周側の隙間に、長手状遮蔽部材４２がそれぞれ介在させられているが、内周側隙間にも介在させられてもよい。内周側隙間に比較して外周側隙間の方が遮蔽効果が大きいので、少なくとも外周側隙間に設けられればよい。
【００３１】
上記長手状遮蔽部材４２は、上腕１０の長手方向すなわち圧迫帯１２の幅方向に平行な樹脂製の複数本の可撓性中空管４４が互いに平行な状態で、上腕１０の周方向すなわち圧迫帯１２の長手方向に連ねて配列されるとともに、それら可撓性中空管４４が型成形或いは接着により直接に或いは粘着テープなどの可撓性シート等の他の部材を介して間接的に相互に連結されることにより構成されている。上記長手状遮蔽部材４２は、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４側の端部２２ａおよび２６ａの外周側の複数箇所に設けられた複数の掛止シート４６に掛け止められている。
【００３２】
図７は検出用膨張袋２４から上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６への振動の遮断性能を表す試験結果を示し、図８は、上流側膨張袋２２から検出用膨張袋２４および下流側膨張袋２６への振動の遮断性能を表す試験結果を示している。検出用膨張袋２４の検出対象である動脈１６から発生する脈波の主周波数成分は６Ｈｚ程度であるから、図７および図８の横軸は、０〜２５Ｈｚ程度のスパンとされている。図７の実験では、円柱状の人工腕に巻回された圧迫帯１２において、その上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６と検出用膨張袋２４とにたとえば１００ｍＨｇの圧力空気をそれぞれ供給した状態で、検出用膨張袋２４の内側直下に配置された水バッグに６ｃｃ程度の一定容積で２秒程度の幅のパルス入力を行ったときに、それに応答して上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６に発生する圧力変化の周波数スペクトルを示している。また、図８の実験では、同様の円柱状の人工腕に巻回された圧迫帯１２において、その上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６と検出用膨張袋２４とにたとえば１００ｍＨｇの圧力空気をそれぞれ供給した状態で、上流側膨張袋２２の内側直下に配置された水バッグに６ｃｃ程度の一定容積で２秒程度の幅のパルス入力を行ったときに、それに応答して検出用膨張袋２４および下流側膨張袋２６に発生する圧力変化の周波数スペクトルを示している。図７から明らかないように、検出用膨張袋２４から上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６への振動伝達率は−３０ｄＢ付近以下であり、図８から明らかないように、上流側膨張袋２２から検出用膨張袋２４および下流側膨張袋２６への振動伝達率も−３０ｄＢ付近以下であるので、それらの間の遮断が好適に成立している。
【００３３】
図１に戻って、循環器情報測定装置１４においては、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、および圧力制御手段に対応する排気制御弁５４は主配管５６を介して接続されている。その主配管５６からは、空気ポンプ５０と上流側膨張袋２２との間を直接開閉するための第１開閉弁Ｅ１を直列に備えて上流側膨張袋２２に接続された第１分岐管５８、容積パルス発生器( ＥＰＧ：容積脈波発生装置）６０を直列に備えて検出用膨張袋２４に接続された第２分岐管６２、空気ポンプ５０と下流側膨張袋２６との間を直接開閉するための第３開閉弁Ｅ３を直列に備えて下流側膨張袋２６に接続された第３分岐管６４が分岐させられている。上記第１分岐管５８と第２分岐管６２との間には、空気ポンプ５０と検出用膨張袋２４との間を直接開閉するための第２開閉弁Ｅ２が接続されている。そして、主配管５６またはそれに接続された膨張袋内の圧力を検出するための主圧力センサＴ０が主配管５６に接続され、上流側膨張袋２２の圧力を検出するための第１圧力センサＴ１が上流側膨張袋２２に接続され、検出用膨張袋２４の圧力を検出するための第２圧力センサＴ２が検出用膨張袋２４に接続され、下流側膨張袋２６の圧力を検出するための第３圧力センサＴ３が下流側膨張袋２６に接続されている。
【００３４】
上記主圧力センサＴ０、第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２、第３圧力センサＴ３の出力信号は電子制御装置７０に供給される。電子制御装置７０は、ＣＰＵ７２、ＲＡＭ７４、ＲＯＭ７６、および図示しないＩ／Ｏポートなどを含む所謂マイクロコンピュータであって、ＣＰＵ７２はＲＡＭ７４の記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭ７６に記憶されたプログラムにしたがって入力信号を処理し、電動式の空気ポンプ５０、急速排気弁５２、および排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３、容積パルス発生器６０を制御することにより生体の動脈１６から発生する測定データを採取するとともに、その測定データに基づいてその生体の血圧値ＢＰ、動脈柔軟度（動脈コンプライアンス) Ｋ、脈波伝播速度ＰＷＶを算出し、表示装置７２にその演算結果である測定値を表示させる。
【００３５】
図９および図１０は、上記電子制御装置７０の制御作動の要部を説明するフローチャートおよびタイムチャートである。図示しない電源スイッチが投入されると、図１０のｔ0 に示す初期状態とされる。この状態では、オペレータにより入力された患者データたとえば性別、年齢、姓名、患者ＩＤ等が記憶されるとともに、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３、および急速排気弁５２は常開弁であるため非作動状態すなわち開( オープン) 状態とされ、排気制御弁５４は常閉弁であるため非作動状態すなわち閉状態とされ、容積パルス発生器６０および空気ポンプ５０は非作動状態とされている。次いで、図示しない起動操作装置が操作されて循環器情報測定装置１４の測定動作が開始されると、先ず、図１０の時刻ｔ1 乃至ｔ3 に示す図９のステップＳ１( 以下、ステップを省略する) の第１血圧測定ルーチンが実行される。このＳ１はオシロメトリック式血圧測定手段すなわち第１血圧測定手段或いは第１血圧測定工程に対応している。
【００３６】
すなわち、先ず、図１０の時刻ｔ1 において、空気ポンプ５０が起動され、その空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯１２全体による上腕１０の圧迫が開始される。主圧力センサＴ０により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが生体の最高血圧値よりも十分に高い値に予め設定された昇圧目標圧力Ｐmax に到達すると、上記空気ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、圧迫帯１２による圧迫圧が一定の速度で下降するように排気制御弁５４が作動させられ、徐速排気が開始される。図１０の時刻ｔ2 はこの状態を示す。この徐速排気過程において第２圧力センサＴ２から出力される圧力信号から、ローパスフィルタ処理が為されることにより圧迫帯１２による圧迫圧( 静圧) を示すカフ圧力信号が弁別されるとともに、数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するバンドパスフィルタ処理されることにより脈波信号が弁別される。次いで、脈波信号の発生毎に実行されるオシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムにしたがって、順次発生する脈波信号の振幅或いはその変化に基づいて最高血圧値ＢＰSYS ( ｍｍＨｇ）、平均血圧値ＢＰMEANおよび最低血圧値ＢＰDIA ( ｍｍＨｇ）として決定し、その最低血圧値ＢＰDIA が決定されると同時に急速排気弁５２が開放され、それに応答して排気制御弁５４がその最大開口となるまで開かれて、図９のＳ１の第１血圧測定ルーチンが終了させられる。図１０の時刻ｔ3 はこの状態を示す。
【００３７】
上記オシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムは、たとえば脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線( エンベロープ) が急激に上昇したときすなわちエンベロープの微分波形の極大ピーク点に対応する圧力信号が示す圧力を最高血圧値ＢＰSYS 値( ｍｍＨｇ）として決定し、その脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線( エンベロープ) の最大値に対応する圧力信号が示す圧力を平均血圧値ＢＰMEANとして決定し、その脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線( エンベロープ) が急激に減少したときすなわちエンベロープの微分波形の極小ピーク点に対応する圧力信号が示す圧力を最低血圧値ＢＰDIA として決定する。図１１、図１２、図１３は、圧迫帯１２による圧迫圧が１１５ｍｍＨｇ、１０２ｍｍＨｇ、６０ｍｍＨｇであるときに、第１圧力センサＴ１から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号( 破線) 、第２圧力センサＴ２から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号( １点鎖線) 、第３圧力センサＴ３から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号( ２点鎖線) 、主圧力センサＴ０から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号( 実線) を、対比可能に同位相で正規化してそれぞれ示す図である。それら４種の脈波信号間には、振幅の差が存在し、検出用膨張袋２４から得られた脈波信号が動脈１６の脈動を最も正確に反映していると考えられる。
【００３８】
図１４は、上記４種の脈波信号の圧力値毎に振幅値によってそれぞれ形成されるエンベロープを、６５ｍｍＨｇにおいて相対値「１」となるように振幅を正規化して対比可能に示す図である。各エンベロープによれば、最高血圧値ＢＰSYS においてはそれほどばらつきが存在しないが、最低血圧値ＢＰDIA において極めて大きなばらつきが発生している。
【００３９】
次いで、図９のＳ２の脈波伝播速度測定ルーチンが図１０の時刻ｔ4 乃至ｔ６に示す区間において実行される。このＳ２は脈波伝播速度測定手段或いは脈波伝播速度測定工程に対応している。先ず、急速排気弁５２および排気制御弁５４が閉じられるとともに空気ポンプ５０が起動される。次いで、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が予め最低血圧値ＢＰDIA よりも低い値たとえば６０ｍｍＨｇに設定された脈波検出圧Ｐpwv に到達すると、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３が閉じられ、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６は互いに独立して脈波検出圧に維持される。図１０のｔ5 時点はこの状態を示す。この状態において、第１圧力センサＴ１および第３圧力センサＴ３から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６により検出された脈波を示す脈波信号が弁別され、それらの脈波信号の位相差( 脈波伝播時間) Δｔ( ｓｅｃ）とたとえば９０ｍｍ程度の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中心間距離Ｌ( ｍ）とに基づいて脈波伝播速度bbＰＷＶ（ｍ／ｓｅｃ）が式( １）から算出される。このような脈波伝播速度bbＰＷＶの算出は、脈波の発生毎に時刻ｔ６に到達するまで繰り返し実行され、到達するとそれまでに求めた脈波伝播速度bbＰＷＶの平均値が算出される。
【００４０】
bbＰＷＶ＝Ｌ／Δｔ      ・・・( １）
【００４１】
図１５は、動脈１６の管壁の圧力差( ＝動脈内圧すなわち平均血圧値ＢＰMEAN−動脈外圧すなわち圧迫帯による圧迫圧Ｐｅ）であるトランスミューラルプレッシャＴＰ（ｍｍＨｇ）に対する上記脈波伝播速度bbＰＷＶの変化を、同一生体から同時期に測定した従来のＥＣＧのＲ波から上流側膨張袋２２までの脈波伝播速度hbＰＷＶと対比して示している。図１５から明らかなように、脈波伝播速度hbＰＷＶはトランスミューラルプレッシャＴＰに拘わらず略一定値を示している。これに対し上記脈波伝播速度bbＰＷＶは、トランスミューラルプレッシャＴＰが負の値から１０乃至２０ｍｍＨｇ付近すなわち圧迫帯１２による圧迫圧が最低血圧値ＢＰDIA 付近に至るまでは略一定値を示すが、それよりも更に増加するほど比例的に増加する特徴がある。上記脈波伝播速度bbＰＷＶは、所定の圧力値たとえばＴＰ＝５０ｍｍＨｇ又はその付近における値或いは増加率を測定することにより、個人毎に比較可能な、動脈１６の硬化状態を評価する循環器パラメータとして求められる。
【００４２】
次に、図９のＳ３の第２血圧測定／動脈コンプライアンスデータ検出ルーチンが図１０の時刻ｔ7 乃至ｔ9 に示す区間において実行される。このＳ３は第２血圧算出手段および動脈コンプライアンス算出手段、或いは第２血圧算出工程および動脈コンプライアンスデータ検出工程に対応している。このＳ３では、第１血圧測定ルーチンと同様に、先ず、時刻ｔ７において空気ポンプ５０が起動され、その空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯１２全体による上腕１０の圧迫が開始される。主圧力センサＰ０により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが第１血圧測定ルーチンによる前回の測定値である生体の最高血圧値ＢＰSYS よりも所定値高い値に予め設定された昇圧目標圧力Ｐmax に到達すると、上記空気ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが一定の速度で下降するように排気制御弁５４が作動させられ、単位時間当たり或いは単位脈波当たりの一定速度の徐速排気が開始される。図１０の時刻ｔ8 はこの状態を示す。この徐速排気過程においては、第２圧力センサＴ２から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより、検出用膨張袋２４により検出された脈波を示す脈波信号が繰り返し弁別される。次いで、第１血圧測定ルーチンと同様にして、脈波信号の発生毎に実行されるオシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムにしたがって、順次発生する脈波信号の振幅或いはその変化に基づいて最高血圧値ＢＰSYS ( ｍｍＨｇ）、平均血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA ( ｍｍＨｇ）として決定し、その最低血圧値ＢＰDIA が決定されると同時に急速排気弁５２が開放され、それに応答して排気制御弁５４がその最大開口となるまで開かれて、図９のＳ３の第２血圧測定ルーチンが終了させられる。図１０の時刻ｔ9 はこの状態を示す。そして、最高血圧値ＢＰSYS と最低血圧値ＢＰDIA との圧力差である脈圧ＰＰ（＝最高血圧値ＢＰSYS −最低血圧値ＢＰDIA ）が算出される。後述の血管コンプライアンスＫの演算には、この第２血圧測定ルーチンから得られた最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA に基づく脈圧ＰＰ( ｍｍＨｇ）が用いられる。
【００４３】
次に、図９のＳ４のカフコンプライアンス算出ルーチンが図１０の時刻ｔ10乃至ｔ18において実行される。このＳ４はカフコンプライアンス算出手段、或いはカフコンプライアンス算出工程に対応している。このＳ４では、先ず、時刻ｔ10において空気ポンプ５０が起動され、その空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯１２全体による上腕１０の圧迫が開始される。主圧力センサＰ０により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが予め設定された第１圧力Ｐ1 に到達すると( 時刻ｔ11）、上記空気ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３が閉じられて上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が上記第1 圧力Ｐ1 に時刻ｔ12まで維持される。この時刻ｔ11乃至ｔ12の間の第１圧力維持区間では、脈波の発生に同期してその脈波の裾に相当するタイミングで容積パルス発生器６０からたとえば０．２ｃｃ程度の一定容積Ｃの空気が５０ｍｓ乃至１００ｍｓの幅でパルス的に検出用膨張袋２４内に注入され、第２圧力センサＴ２から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることによりたとえば図１６に示すような上記容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。この場合、上記圧力維持区間内において１０個程度の複数の図１６に示す脈波信号が複数採取され、それらの脈波信号が記憶されてもよいし、それらの平均値の脈波信号が記憶されてもよい。そして、時刻ｔ12に到達して上記第１圧力維持区間が終了する。
【００４４】
上記の容積パルス発生器６０から検出用膨張袋２４内に注入される容積パルスは、そのときの検出用膨張袋２４の圧力変化に拘わらず予め設定された一定容積Ｃの空気であり、動脈１６が心拍に同期して膨張して検出用膨張袋２４に繰り返し与える容積増加分に対応する値に予め設定されたものである。また、図１６に示す脈波信号は圧力値であり、Ｓ１で求められた最高血圧値ＢＰSYS ( ｍｍＨｇ）を脈波信号の上ピーク値に対応させ、最低血圧値ＢＰDIA ( ｍｍＨｇ）を脈波信号の下ピーク値に対応させることにより、図１６の縦軸は生体の最高血圧値圧力値に変換されている。
【００４５】
上記第１圧力維持区間が終了する時刻ｔ12では、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３が再び開かれると同時に、空気ポンプ５０が再度起動され、その空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯１２全体による上腕１０の圧迫が開始される。主圧力センサＰ０により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが予め設定された第２圧力Ｐ２に到達すると( 時刻ｔ13）、上記空気ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３が閉じられて上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が上記第2 圧力Ｐ２に時刻ｔ14まで維持される。この第２圧力維持区間でも、上記第１維持区間と同様に、脈波の発生に同期して容積パルス発生器６０からの一定容積Ｃの空気が５０ｍｓ乃至１００ｍｓの幅でパルス的に検出用膨張袋２４内に注入され、第２圧力センサＴ２から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることによりたとえば図１６に示すような上記容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。
【００４６】
次いで、同様にして、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が、主圧力センサＴ０により検出される圧力が予め設定された第３圧力Ｐ３に昇圧されるとともに、第３圧力維持区間ｔ15乃至ｔ16において第３圧力Ｐ３が維持され、その第３圧力維持区間ｔ15乃至ｔ16において、脈波の発生に同期して容積パルス発生器６０からの一定容積Ｃの空気が５０ｍｓ乃至１００ｍｓの幅でパルス的に検出用膨張袋２４内に注入され、第２圧力センサＴ２から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることにより得られた図１６に示すような容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。また、同様にして、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が、主圧力センサＰ０により検出される圧力が予め設定された第４圧力Ｐ４に昇圧されるとともに、第４圧力維持区間ｔ17乃至ｔ18において第４圧力Ｐ４が維持され、その第４圧力維持区間ｔ17乃至ｔ18において、脈波の発生に同期して容積パルス発生器６０からの一定容積Ｃの空気が５０ｍｓ乃至１００ｍｓの幅でパルス的に検出用膨張袋２４内に注入され、第２圧力センサＴ２から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることにより得られた図１６に示すような容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。
【００４７】
そして、上記第１圧力Ｐ１、第２圧力Ｐ２、第３圧力Ｐ３、第４圧力Ｐ４毎に第２圧力センサＴ２により検出され且つ記憶された各脈波信号について、動脈１６の脈動に由来して発生する検出用膨張袋２４内の圧力変化幅すなわち脈波の振幅値ΔＰ（ｍｍＨｇ）すなわちΔＰ1 、ΔＰ2 、ΔＰ3 、ΔＰ4 がそれぞれ算出され記憶される。また、上記各脈波信号において容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰp すなわちＰp1、Ｐp2、Ｐp3、Ｐp4がそれぞれ算出されて、検出用膨張袋２４のカフコンプライアンスＳe （ｍｍＨｇ／ｃｃ）すなわちＳe1、Ｓe2、Ｓe3、Ｓe4が次式( ２) からそれぞれ算出され、記憶される。次式( ２) において、ΔＰc は、検出用膨張袋２４による圧迫圧力下すなわち各第１圧力Ｐ１、第２圧力Ｐ２、第３圧力Ｐ３、第４圧力Ｐ４下において図１６に示すような容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに応答して発生する圧力パルスＰp が重畳した脈波信号において、その圧力パルスＰp の圧力上昇値( ｍｍＨｇ) である。また、Ｃは容積パルス発生器６０から加えられた一定容積のパルスの容積値( ｃｃ）である。したがって、カフコンプライアンスＳe は、検出用膨張袋２４の容積変化に対する圧力変化の割合を示す感度を表している。このようにしてカフコンプライアンスＳe が求められると、検出用膨張袋２４から第２圧力センサＴ２により検出された脈波の縦軸すなわち振幅を容積に変換することができる。すなわち、図１１の縦軸を容積軸に変換することができる。
【００４８】
Ｓe ＝ΔＰc ／Ｃ          ・・・ (２) 
【００４９】
上記予め設定された第１圧力Ｐ１は最低血圧値ＢＰDIA よりも低い圧たとえば５０ｍｍＨｇ、第２圧力Ｐ２は第１圧力Ｐ１よりも高い圧たとえば最低血圧値ＢＰDIA 、第３圧力Ｐ３は第２圧力Ｐ２よりも高い圧たとえば平均血圧値ＢＰMEAN、第４圧力Ｐ４は第３圧力Ｐ３よりも高い圧たとえば平均血圧値ＢＰMEANよりも１５ｍｍＨｇ高い圧に、それぞれ設定されており、各圧力下においての、カフコンプライアンスＳe1、Ｓe2、Ｓe3、Ｓe4が求められる。これらの設定圧は、圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅ毎に異なる検出用膨張袋２４のカフコンプライアンスＳe を求めるために任意に設定された値である。
【００５０】
次いで図９のＳ５では、動脈コンプライアンス算出ルーチンが実行される。このＳ５は、Ｓ３およびＳ４と共に、動脈コンプライアンス算出手段或いは動脈コンプライアンス測定工程を構成している。この図９のＳ５では、先ず、Ｓ３において記憶された生体の最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA に基づいて次式( ３）からその生体の脈圧ＰＰ( ｍｍＨｇ）が算出される。次いで、動脈１６の拍動に由来して発生する検出用膨張袋２４内の圧力変化幅すなわち脈波の振幅ΔＰとカフコンプライアンスＳｅとに基づいて次式( ４）から動脈１６の一拍当たりの血管容積変化（容積単位に換算された振幅値) ΔＶ( ｃｃ即ちｃｍ3 ）が算出され、そして、上記脈圧ＰＰと血管容積変化ΔＶとに基づいて( ５）式から血管コンプライアンスＫが検出用膨張袋２４内の圧迫圧力に応じてそれぞれ算出される。たとえば、第１圧力Ｐ１における血管コンプライアンスＫ1 は、第１圧力Ｐ１下で検出用膨張袋２４から検出された脈波の振幅ΔＰ1 とカフコンプライアンスＳe とに基づいて次式( ４）から算出された動脈１６の一拍当たりの血管容積変化ΔＶ1 と、脈圧ＰＰとに基づいて( ５）式から求められる。同様にして、第２圧力Ｐ２に対応する血管コンプライアンスＫ2 が算出され、第３圧力Ｐ３に対応する血管コンプライアンスＫ3 が算出され、第４圧力Ｐ４第４圧力に対応する血管コンプライアンスＫ4 が算出される。
【００５１】
ＰＰ＝ＢＰSYS −ＢＰDIA     ・・・ (３) 
ΔＶ＝ΔＰ／Ｓe             ・・・ (４) 
Ｋ＝ΔＶ／ＰＰ              ・・・ (５) 
【００５２】
次いで図９のＳ６では、表示制御ルーチンが実行される。このＳ６は、Ｓ２において測定された上腕の動脈１６内の脈波伝播速度bbＰＷＶまたはその変化率、Ｓ３において測定された生体の最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA 、Ｓ４において測定されたカフコンプライアンスＳe1、Ｓe2、Ｓe3、Ｓe4、Ｓ５において算出された動脈コンプライアンスＫ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 が、患者の性別、年齢、姓名、患者ＩＤ等の患者データと共に表示装置７２に表示される。これにより、表示装置７２に表示された上記脈波伝播速度bbＰＷＶ、最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA 、動脈コンプライアンスＫ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 に基づいて患者の循環器の健康状態が客観的に示される。
【００５３】
上述のように、本実施例によれば、圧迫帯１２は、被圧迫部位である上腕１０の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６と、被圧迫部位である上腕１０の長手方向において連なるようにそれら一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の間に配置され、それら一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６とは独立した気室を有する検出用膨張袋２４とを、含み、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６で生体の上腕１０を同じ圧力で圧迫した状態で、その検出用膨張袋２４内の圧力変動を前記脈波として検出するようにしたものであるため、上腕１０の長手方向において連なる上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、下流側膨張袋２６から生体の被圧迫部位である上腕１０内の動脈１６に対して圧迫圧力を均等な圧力分布で加えつつ、正確な脈波が得られる。
【００５４】
また、本実施例の圧迫帯１２によれば、被圧迫部位である上腕１０の長手方向における検出用膨張袋２４の両端部２４ａ、２４ｂには互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝２４ｆ、２４ｆが形成され、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４に隣接する側の隣接側端部２２ａおよび２６ａは、それら一対の折込溝２４ｆ、２４ｆ内に差し入れられていることから、検出用膨張袋２４の両端部２４ａ、２４ｂと上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の隣接側端部２２ａおよび２６ａとは被圧迫部位である上腕１０の径方向に重ねられた状態となるので、それら検出用膨張袋２４と上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６との間の境界付近においても上腕１０に対して均一な圧迫圧力分布が得られる。
【００５５】
また、本実施例の圧迫帯１２によれば、検出用膨張袋２４の一対の折込溝２４ｆ、２４ｆの相対向する溝側面の少なくとも一方とその折込溝２４ｆ、２４ｆ内に挿し入れられた上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の隣接側端部２２ａおよび２６ａとの間に、圧迫帯１２の長手方向の曲げ剛性よりもその圧迫帯１２の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状遮蔽部材４２が介在させられていることから、特に、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６から検出用膨張袋２４への低周波数の圧力振動ノイズの遮蔽作用が好適に得られ、比較的低周波数の圧力振動ノイズの影響を受け難い正確な脈波が得られる。
【００５６】
また、本実施例の圧迫帯１２によれば、長手状遮蔽部材４２は、上腕１０の長手方向に平行な複数本の可撓性中空管４４が互いに平行な状態で上腕１０の周方向に連ねて配列されることにより構成されたものであることから、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６から検出用膨張袋２４への低周波数の圧力振動ノイズの遮蔽作用が一層好適に得られ、比較的低周波数の圧力振動ノイズの影響を受け難い一層正確な脈波が得られる。
【００５７】
また、本実施例の圧迫帯１２を備えた循環器情報測定装置１４すなわち血圧測定装置によれば、検出用膨張袋２４と、その検出用膨張袋２４内の圧力を検出する第２圧力センサＴ２と、一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６と検出用膨張袋２４とを相互に連通させた状態で昇圧することにより被圧迫部位である上腕１０内の動脈１６を圧迫し、その圧迫圧Ｐｅを連続的に変化させる排気制御弁( 圧力制御手段) ５４と、その排気制御弁５４により圧迫圧Ｐｅが変化させられる過程で第２圧力センサＴ２により検出される圧迫圧Ｐｅの圧力振動成分である脈波をバンドパスフィルタ処理により抽出し、その脈波の変化に基づいて生体の血圧値を決定するオシロメトリック式の血圧測定手段とを、含むので、前記検出用膨張袋２４から得られる正確な脈波に基づいて精度の高い血圧値が得られる。
【００５８】
また、本実施例の圧迫帯１２を備えた循環器情報測定装置１４すなわち血管柔軟度測定装置によれば、前記脈波検出手段により検出された脈波の振幅値ΔＰと前記自動血圧測定装置により測定された最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA とに基づいて動脈１６の柔軟度を示す動脈コンプライアンスＫを算出する動脈コンプライアンス算出手段Ｓ３〜Ｓ５を含むことから、検出用膨張袋２４から得られる正確な脈波とその脈波の変化から算出される精度の高い上記最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA とに基づいて、動脈１６の柔軟度を示す精度の高い動脈コンプライアンスＫが得られる。
【００５９】
また、本実施例の圧迫帯１２を備えた循環器情報測定装置１４すなわち血管柔軟度測定装置によれば、前記動脈コンプライアンス算出手段は、検出用膨張袋２４の容積変化に対する圧力変化の関係から前記脈波の振幅値ΔＰを圧力単位から容積単位へ換算するためのカフコンプライアンスＳe を算出するカフコンプライアンス算出手段Ｓ４を含み、その容積単位へ換算された脈波の振幅値である血管容積変化ΔＶと前記自動血圧測定装置により検出された最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA の圧力差すなわち脈圧ＰＰとに基づいて前記動脈の柔軟度を示す動脈コンプライアンスＫを算出するものであることから、一層正確な動脈の柔軟度が得られる。
【００６０】
また、本実施例の圧迫帯１２を備えた循環器情報測定装置１４すなわち血管柔軟度測定装置によれば、動脈１６の脈動に対応する大きさの予め設定された一定容積の気体を前記検出用膨張袋内に加える容積パルス発生器( 定容積脈波発生装置) ６０を備え、カフコンプライアンス算出手段Ｓ４は、その容積パルス発生器６０により検出用膨張袋２４内に加えられる一定容積の気体の容積値Ｃと、その一定容積Ｃの気体が検出用膨張袋２４内に加えられたときに第２圧力センサＴ２により検出された検出用膨張袋２４内の圧力上昇値ΔＰc との関係を予め求めるものであることから、その関係により検出用膨張袋２４のカフコンプライアンスＳe が、たとえば予め設定された一定周期、脈拍、或いは圧迫圧変化値に応答して上記容積パルス発生器６０から一定容積の気体が検出用膨張袋２４内に加えられる毎に逐次得られ、複数得られた場合にはその平均値が求められる。
【００６１】
また、本実施例の圧迫帯１２を備えた循環器情報測定装置１４すなわち脈波伝播速度測定装置によれば、脈波検出用の圧迫帯１２と、上流側膨張袋２２内の圧力を検出する第１圧力センサＴ１と、下流側膨張袋２６内の圧力を検出する第３圧力センサＴ３と、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６内に生体の最低血圧値ＢＰDIA よりも低い圧力で気体を充満させた状態で第１圧力センサＴ１により検出された脈波から第３圧力センサＴ３により検出された脈波までの脈波伝播時間Δｔと、上流側膨張袋２２と下流側膨張袋２６との間の中心間距離Ｌとに基づいて、動脈１６内の脈波伝播速度bbＰＷＶを算出する脈波伝播速度測定手段Ｓ２とを、含むことから、生体の上腕１０における動脈１６の局部的な脈波伝播速度値bbＰＷＶが容易に得られる。好適には、検出用膨張袋２４内が排気された状態で第１圧力センサＴ１により検出された脈波から第３圧力センサＴ３により検出された脈波までの脈波伝播時間Δｔが算出される。このようにすれば、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の間が十分に遮蔽されるので、検出される脈波が正確となり、一層精度の高い脈波伝播速度bbＰＷＶが得られる。
【００６２】
また一般に、生体の血管系のエイジング或いは圧迫帯１２のなじみが起因していると考えられる、血圧測定を繰り返すと２回目の血圧測定値が低下してその後に安定する現象がある。本実施例によれば、Ｓ１の第１血圧測定ルーチンが実行された後にＳ３で実行される第２血圧測定ルーチンにより得られた最高血圧値ＢＰSYS ( ｍｍＨｇ）、平均血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA ( ｍｍＨｇ）が血管コンプライアンスＫの演算に用いられることから、一旦圧迫帯１２による最高血圧値以上への圧迫を行うことによって上記現象による血圧測定値の精度低下を回避した、比較定高精度の最高血圧値ＢＰSYS ( ｍｍＨｇ）、平均血圧値ＢＰMEANおよび最低血圧値ＢＰDIA ( ｍｍＨｇ）を得ることができ、それを血管コンプライアンスＫの演算に用いることにより、その血管コンプライアンスＫの精度を高めることができる。
【００６３】
また、本実施例では、図１０に示すように、上腕１０を圧迫する工程の中では最後の工程として、各第１圧力Ｐ１、第２圧力Ｐ２、第３圧力Ｐ３、第４圧力Ｐ４に段階的に維持するＳ４のカフコンプライアンス測定が実行されるようになっているので、最も生体に圧迫負担が大きい工程が最後に実行されることにより、生体の生理的変動が発生しない状態で脈波を採取できる利点がある。
【００６４】
また、本実施例の圧迫帯１２を備えた循環器情報測定装置１４すなわち血管柔軟度測定装置によれば、Ｓ４に対応するカフコンプライアンス算出手段において、各第１圧力Ｐ１、第２圧力Ｐ２、第３圧力Ｐ３、第４圧力Ｐ４に一定に維持されている期間内において、検出用膨張袋２４から脈波が採取されることから、歪みのない脈波が得られるので、一層正確な血管コンプライアンスＫが得られる利点がある。
【００６５】
以上、本発明の一実施例を図面に基づいて説明したが、本発明はその他の態様においても実施され得る。
【００６６】
たとえば、前述の実施例の圧迫帯１２は上腕用であったが、前腕用、或いは下肢用の圧迫帯であってもよい。
【００６７】
また、前述の図２乃至図６の実施例において、上流側膨張袋２２および下流側遮蔽袋２６と検出用遮蔽袋２４との間に介在させられている長手状遮蔽部材４２は、上腕１０の周方向に配置され且つその長手方向すなわち幅方向に多数の溝が一定間隔で形成された比較的硬質の長手状樹脂シートから構成されてもよい。要するに、圧迫帯１２の長手方向の曲げ剛性よりもその圧迫帯１２の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有するものであればよい。また、長手状遮蔽部材４２は、上流側膨張袋２２および下流側遮蔽袋２６或いは検出用遮蔽袋２４と同様の長さを有していてもよいが、それよりも短いものであっても一応の効果が得られる。たとえば、上腕１０の周方向において一定間隔で複数個たとえば２或いは３個配置されていてもよい。
【００６８】
また、前述の実施例において、図９のＳ３の第２血圧測定ルーチンにより決定された最高血圧値ＢＰSYS ( ｍｍＨｇ）、平均血圧値ＢＰMEANおよび最低血圧値ＢＰDIA ( ｍｍＨｇ）が血管コンプライアンスの演算に用いられていたが、図９のＳ１の第１血圧測定ルーチンにより決定された最高血圧値ＢＰSYS ( ｍｍＨｇ）、平均血圧値ＢＰMEANおよび最低血圧値ＢＰDIA ( ｍｍＨｇ）が血管コンプライアンスの演算に用いられてもよい。この場合には、第２血圧測定ルーチンは設けられなくてもよい。
【００６９】
また、前述の実施例において、検出用膨張袋２４内の圧力が徐速降下する過程で脈波を採取することが可能であるので、Ｓ４に対応するカフコンプライアンス算出手段は、Ｓ３に対応する第２血圧測定手段と同じ区間において実行されてもよい。また、Ｓ４に対応するカフコンプライアンス算出手段は、Ｓ３に対応する第２血圧測定手段よりも前に実行されてもよい。
【００７０】
また、前述の実施例において、カフコンプライアンスＳｅを求める圧として４段階の第１圧力Ｐ１、第２圧力Ｐ２、第３圧力Ｐ３、第４圧力Ｐ４が用いられているが、それらの設定圧は、圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅ毎に異なる検出用膨張袋２４のカフコンプライアンスＳｅを求めるための値であるため、動脈コンプライアンスＫを求める前提とする圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｅに任意に設定され得る。たとえば、動脈コンプライアンスＫを算出する前提とする圧迫帯１２の圧迫圧が所定圧の１段階であれば上記カフコンプレイアンスＳｅを測定する圧力維持区間の圧力は１段階となり、３段階であれば上記カフコンプレイアンスＳｅを測定する圧力維持区間の圧力は３段階となり、５段階であれば上記カフコンプレイアンスＳｅを測定する圧力維持区間の圧力は５段階となる。
【００７１】
前述の実施例において、図９のＳ１の第１血圧測定ルーチン、Ｓ３の第２血圧測定ルーチンでは、脈波の振幅の変化に基づきオシロメトリック法を用いて、最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA を決定していたが、脈波の積分値の変化、すなわち脈波のグラフが時間軸上に形成する面の面積変化に基づきオシロメトリック法を用いて、最低血圧値ＢＰDIA 、最高血圧値ＢＰSYS を決定してもよいし、マイクロホンにより検知されるコロトコフ音の発生および消滅に基づいて最低血圧値ＢＰDIA 、最高血圧値ＢＰSYS を決定してもよい。
【００７２】
なお、上述したのはあくまでも本発明の一実施例であり、本発明はその趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更が加えられ得る。
【図面の簡単な説明】
【００７３】
【図１】本発明が適用された圧迫帯を備える循環器情報測定装置の構成を説明するブロック図である。
【図２】図１の循環器情報測定装置に備えられた圧迫帯の外側を一部を切り欠いて示す図である。
【図３】図１の循環器情報測定装置に備えられた圧迫帯の内側を示す図である。
【図４】図１および図２に示す圧迫帯内に収容された上流側膨張袋、検出用膨張袋、下流側膨張袋を、一部を切り欠いて示す図である。
【図５】図４の上流側膨張袋、検出用膨張袋、下流側膨張袋の構成を説明する断面図であって、図４のＶ−Ｖ視図である。
【図６】図１および図２に示す圧迫帯内に収容された上流側膨張袋、検出用膨張袋、下流側膨張袋を、それぞれ示す斜視図である。
【図７】図１および図２に示す圧迫帯において、検出用膨張袋から上流側膨張袋または下流用膨張袋へのノイズの伝達率を示す図である。
【図８】図１および図２に示す圧迫帯において、上流側膨張袋から検出用膨張袋または下流用膨張袋へのノイズの伝達率を示す図である。
【図９】図１の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
【図１０】図１の電子制御装置の制御作動の要部を説明するタイムチャートである。
【図１１】図１の循環器情報測定装置において、上腕への圧迫圧が１１５ｍｍＨｇであるときに各主圧力センサ、第１圧力センサ、第２圧力センサ、第３圧力センサの出力信号から弁別された脈波を共通の時間軸上に示す図である。
【図１２】図１の循環器情報測定装置において、上腕への圧迫圧が１０２ｍｍＨｇであるときに各主圧力センサ、第１圧力センサ、第２圧力センサ、第３圧力センサの出力信号から弁別された脈波を共通の時間軸上に示す図である。
【図１３】図１の循環器情報測定装置において、上腕への圧迫圧が６０ｍｍＨｇであるときに各主圧力センサ、第１圧力センサ、第２圧力センサ、第３圧力センサの出力信号から弁別された脈波を共通の時間軸上に示す図である。
【図１４】図９のＳ１およびＳ３に対応する血圧測定手段において、徐速降圧流に各主圧力センサ、第１圧力センサ、第２圧力センサ、第３圧力センサの出力信号から弁別された脈波の振幅の包絡線を、共通の圧迫圧力軸上に示す図である。
【図１５】図９のＳ２に対応する脈波伝播速度測定手段において得られる脈波伝播速度bbＰＷＶとトランスミューラルプレッシャＴＰとの関係を、ＥＣＧのＲ波から上流側膨張袋までの脈波伝播速度hbＰＷＶと対比して示す図である。
【図１６】図９のＳ４においてカフコンプライアンス測定のために、検出用膨張袋に一定容積のパルスが入力されたときに第２圧力センサによって検出される脈波の波形を例示する図である。
【符号の説明】
【００７４】
１０：上腕( 生体の被圧迫部位) 
１２：圧迫帯( 脈波検出用圧迫帯) 
１４：循環器情報測定装置( 自動血圧測定装置、血管柔軟度測定装置、脈波伝播速度測定装置) 
２２：上流側膨張袋
２２ａ、２６ａ：隣接側端部
２４：検出用膨張袋
２４ａ、２４：両端部
２４ｆ：折込溝
２６：下流側膨張袋
４２：長手状遮蔽部材
４４：可撓性中空管
５４：排気制御弁( 圧力制御手段) 
６０：容積パルス発生器( 定容積脈波発生装置) 
８２：主膨張袋
８４：検出用膨張袋
Ｔ１：第１圧力センサ
Ｔ２：第２圧力センサ( 圧力センサ) 
Ｔ３：第３圧力センサ
Ｓ１，Ｓ３：オシロメトリック式血圧測定手段
Ｓ３、Ｓ４、Ｓ５：動脈コンプライアンス算出手段
Ｓ４：カフコンプライアンス算出手段
Ｓ２：脈波伝播速度測定手段
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
0005049097.tif 000014
【図１４】
0005049097.tif 000015
【図１５】
0005049097.tif 000016
【図１６】
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