(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
加圧膨張および減圧収縮し得る圧迫帯と、前記圧迫帯と連動し、前記圧迫帯を加圧膨張させるために前記圧迫帯に対して選択的に圧力をかける加圧膨張手段と、前記圧迫帯に接続され、あらゆる血圧の振動を含んだ前記圧迫帯の圧力を検出する圧迫帯圧検出手段と、前記圧迫帯と連動し、前記圧迫帯の圧力を選択的に解放する減圧収縮手段と、前記圧迫帯圧検出手段による圧迫帯圧の測定に応じて、患者の血圧測定の間、前記加圧膨張手段による前記圧迫帯の加圧膨張と前記減圧収縮手段による前記圧迫帯の減圧収縮とを制御する制御手段と、を備え、前記制御手段は、血圧測定サイクルの開始時に前記患者の見積もられた収縮期圧より予め決定された圧力だけ高い圧力に前記圧迫帯を加圧膨張させるよう前記加圧膨張手段に指示し、それから、目的圧力より低い圧力まで前記圧迫帯を減圧収縮させるよう前記減圧収縮手段に指示し、予め決定された長さの時間が経過した後に、前記目的圧力における前記圧迫帯圧検出手段を用いた血圧の振動の有無および強度の決定を行うために前記目的圧力まで前記圧迫帯を加圧膨張させるよう前記加圧膨張手段に指示することを特徴とする自動血圧測定装置。
【請求項２】
加圧膨張および減圧収縮し得る圧迫帯と、前記圧迫帯と連動し、前記圧迫帯を加圧膨張させるために前記圧迫帯に対して選択的に圧力をかける加圧膨張手段と、前記圧迫帯に接続され、あらゆる血圧の振動を含んだ前記圧迫帯の圧力を検出する圧迫帯圧検出手段と、前記圧迫帯と連動し、前記圧迫帯の圧力を解放する減圧収縮手段と、前記圧迫帯圧検出手段による圧迫帯圧の測定に応じて、患者の血圧測定の間、前記加圧膨張手段による前記圧迫帯の加圧膨張と前記減圧収縮手段による前記圧迫帯の減圧収縮とを制御する制御手段と、を備え、前記制御手段は、目的圧力より予め決定された圧力だけ高い圧力まで前記圧迫帯を加圧膨張させるよう前記加圧膨張手段に指示し、そして、予め決定された長さの時間が経過した後に、前記目的圧力における前記圧迫帯圧検出手段を用いた血圧の振動の有無および強度の決定を行うために前記目的圧力まで前記圧迫帯を減圧収縮させるよう前記減圧収縮手段に指示し、それから、より高い目的圧力における血圧の振動の有無および強度の決定を行うために、前記より高い目的圧力まで前記圧迫帯を加圧膨張させるよう前記加圧膨張手段に指示することを特徴とする自動血圧測定装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は自動血圧測定に関し、特に、空気入り圧迫帯（cuff）を用いて患者に対し脈圧測定を行なう自動血圧測定装置および血圧測定方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
脈圧測定を行う自動血圧測定装置においては、加圧膨張し得る圧迫帯（cuff）を使用して患者の脈管構造に制御した対圧をかける。その自動血圧測定装置（モニタ）の一つの大きな部類は、Maynard Ramsey,IIIと本発明と共通して譲渡された米国特許第４，３４９，０３４号と第４，３６０，０２９号に記載された部類に例示されており、オシロメータの原理を用いる。Ramsey特許によれば、加圧膨張し得る圧迫帯を患者の手足に適当に巻き付け収縮期圧（最高血圧）以上の所定の圧力まで空気を注入する。次に、圧迫帯圧を所定量ずつ下げてゆき、そして各レベルで圧力変動をモニタする。
【０００３】
その測定出力信号は、動脈血圧の拍動により生じた小さな変動成分（この明細書では“振動群（oscillation complexes ）”あるいは単に“振動（oscillations）”と称する）が、直流電圧上に重ねられた形のものである。直流成分を除き、増幅するために適当なフィルターを施した後、所定の基線上のピークパルス振幅（ＰＰＡ）を測定し、記録する。上記圧迫帯圧を下げ続けるにつれて、ピーク振幅は通常低レベルから相対最大値に増大し、そして減少する。これらのピーク振幅の集合は全体で患者の脈拍振動測定のエンベロープ（envelope）を形成する。振動が最大値をとる中での最低圧迫帯圧は、平均動脈圧（“ＭＡＰ”）を表すことが分かっている。心臓の収縮期圧と拡張期圧はＭＡＰを構成する所定の一部としてか、あるいは振動群を直接処理するより高性能な方法によってもたらされる。
【０００４】
Ramseyに示された段階的な減圧法は、一般標準的な操作法である。臨床的に受け入れられる自動血圧モニタの多くは、その段階的な減圧法を利用する。従って、この段階的な減圧期間を最少にして患者の不快を最少にするように継続的に多くの開発がなされてきた。例えば、Frankenreiter による米国特許第４，９２６，８７３号では、測定サイクルの減圧刻みの大きさは、先の測定サイクルで測定された患者の実際の血圧に従って、測定毎に調節する。これにより測定サイクルの時間を最少にすることができる。というのは高血圧の患者に対して余分な行程がなくなり、より高精度の測定を高血圧の患者に対して行なえるからである。しかし、一つの測定サイクル中では各減圧段階の持続時間は一定としている。
【０００５】
一方、Medero らによる米国特許第４，５４３，９６２号と、Nelson らによる米国特許第４，８８９，１３３号と、 Dorsettらによる米国特許第４，９４９，７１０号では、振動群の検出と処理に必要な特定の測定サイクル内の各減圧段階の時間を最少にするため、信号処理技術を用いる。それらの方式では専ら、各圧力レベルで振動群を探すための固定した“時限時間（timeout period）”を使用しており、一つ以上の適当な振動群を検出するか、“時限”に到達した時点で次の圧力レベルに進む。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来の血圧測定法においては、段階減圧・加圧を用いる振動血圧測定において“エア効果（air effect)” として知られる問題によって、時限時間の全体を振動群の検出に用いることが不可能であるという課題が存在する。“エア効果”は、圧迫帯を段階的に加圧・減圧することにより生じる圧迫帯圧の緩慢な上昇または下降のことである。エア効果は圧迫帯中に急な圧力変化が起こり圧力が速やかに安定することができないときに起こる。エア効果の原因としては、例えば圧迫帯内の空気の圧力が変化した際の圧迫帯内の空気の熱的変動や、圧迫帯の生地の材質的特徴など、多種の異なった原因が存在する。
【０００７】
一般的に、エア効果は圧迫帯の下で動脈が起こす小さな拍動の強度を変化させてしまう障害をなす。その結果、段階加圧や段階減圧の後には、エア効果を沈静化させるために、次の心臓周期まで血圧振動の検出ができないこととなる。もし、エア効果が沈静化するに必要な時間を与えなかったとすれば、血圧振動の振幅は大きくまたは小さく見積もられることとなり、血圧の決定に誤差を生じる結果となる。
【０００８】
血圧エンベロープの分析の速度が向上するにつれて、血圧測定にかかる全体時間を減少して患者の快適さを向上するために大きな減圧・加圧幅を用いることが可能となる。しかし、大きな減圧・加圧幅には大きなエア効果が伴い、逆に各圧力段階において長い測定時間を要することとなる。その結果、大きな減圧・加圧幅による利点は、各圧力段階において振動群を検知するために必要とされる時間の増加により、幾分打ち消された形となっている。
【０００９】
この発明は上記のような課題を解決するためになされたもので、“エア効果”を最小にしてエア効果が沈静化するに必要な時間を短縮することを第１の目的とする。
【００１０】
また、この発明は、振動血圧測定の間に脈拍振幅が過大にまたは過小に見積もられることを防止することを目的とする。
【００１１】
さらに、この発明は、振動血圧測定において大きな減圧幅が用いられた場合においても“エア効果”によって生じる誤差を最小にすることを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記目的は、血圧測定を段階減圧により行う場合には、圧迫帯を上位の圧力から目的圧力よりさらに低い圧力まで減圧し、短い待ち時間の間待って、目的圧力まで加圧し戻すようにして、エア効果を実質的に排除することのできる本発明による自動血圧測定装置により達成された。なお、段階加圧に適用する場合には当然、上記行程が逆に行われる。
【００１３】
段階加圧や段階減圧の後に沈静化するエア効果を引き起こす推進力は、圧力の段階変化の大きさに比例し、従って、本発明の方法において圧迫帯が目的圧力に加圧または減圧される直前の待ち時間の間において最も大きい。
【００１４】
本発明の方法においては、目的圧力に到達すると、残留するエア効果は待ち時間後の加・減圧により生じた付加的なエア効果により打ち消されて、エア効果はより早く沈静化するか、または完全に排除される。
【００１５】
この発明の技術は、エア効果が最も顕著に出やすい２０ｍｍＨｇやそれ以上の大きな幅の加圧や減圧において好ましく用いられるが、小さな幅の加圧や減圧にも同様に用いることが可能である。
【００１６】
また、この発明の技術は、エア効果の数学的モデルを決定し、この数学的モデルを血圧測定に同時に運用し、算術的にエア効果を打ち消すというように、数学的な実施を行うことも可能である。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、この発明の実施の一形態を説明する。
実施の形態１．
上記目的を満足し、本発明の目下好ましい典型的な実施態様により他の有益な特徴を与える装置と方法を図１ないし図４を参照して以下説明する。それらの図に関する本明細書中の説明は説明の目的のためだけであり、本発明の範囲を何ら限定するものではないと当業者は容易に分かるはずである。従って、本発明の範囲に関する全ての疑義は添付特許請求の範囲を参照すれば解決されるはずである。
【００１８】
米国特許第４，３６０，０２９号では、Ramseyがオシロメータの血圧モニタ装置を非常に詳細に記載している。その装置に本発明の原理を有効に適用することができる。Ramseyの’０２９号特許の記載を本明細書に参考に供した。以下図１の説明は、その装置の動作の簡単な要約である。
【００１９】
図１に、十分に加圧膨張した場合に上腕の動脈を塞ぐ従来の加圧膨張し且つ減圧収縮可能な柔軟な圧迫帯（cuff）１０１を着けた人間の腕１００を示す。圧迫帯１０１を、排気管１０３を備えた減圧弁１０２（減圧収縮手段）を用いて減圧収縮するにつれ、動脈の閉塞が徐々に軽減される。以下、より詳細に説明するように、減圧弁１０２による圧迫帯１０１の減圧収縮を、コントロールライン１０４を介したマイクロプロセッサー１０８（制御手段）で制御する。
【００２０】
圧迫帯１０１中の圧力を検出するために圧力変換器１０５（圧迫帯圧検出手段）を圧迫帯１０１に接続した導管（ダクト）１０６に連結する。従来のオシロメータ技術に従って、動脈内の圧力振動（拍動）を圧迫帯１０１の対圧変化で検出し、これらの拍動を圧力変換器１０５で電気信号に変え、処理のためにパス１０７を介してマイクロプロセッサー１０８に伝える。更に、加圧空気源１０９（加圧膨張手段）を、導管１１０を通し、加圧弁１１１（加圧膨張手段）と導管１１２を介して圧迫帯１０１に接続する。加圧弁１１１をマイクロプロセッサー１０８からの結線１１３を介して制御する。最後に、圧迫帯１０１に連通する導管１１２を、分岐結線１１５と導管１１４により減圧弁１０２に接続する。
【００２１】
本発明の原理の見地からすれば、血圧データを作り、人工データを任意に除くためにマイクロプロセッサー１０８により圧力変換器１０５から発信された信号の処理は、従来技術である上記引用のRamseyの'０２９号特許と'０３４号特許の教示に従って行なうことができる。また、血圧は以下の特許の教示に従って測定される。その特許は、Mederoらの米国特許第４，５４３，９６２号と、Mederoの米国特許第４，５４６，７７５号と、Hood,Jr.らの米国特許第４，４６１，２６６号と、Ramsey，IIIらの米国特許第４，６３８，８１０号と、Ramsey，IIIらの米国特許第４，７５４，７６１号と、 Ramsey，IIIらの米国特許第５，１７０，７９５号と、 Ramsey，IIIらの米国特許第５，０５２，３９７号であり、それら全ての特許は、共通に譲渡されており、その特許の記載を参照した。いずれにしても、血圧測定を人工のデータでなく実際の血圧データを用いて行なうように各レベルで受けた振動群の特質を判断するために知られたあらゆる技術を使用することが望ましい。
【００２２】
図１を参照した上記装置は、マイクロプロセッサー１０８のプログラムを除いてRamseyらの'０２９号特許と'０３４号特許に記載された装置と略同じでよい。従って、図１に示した装置の動作中、約８〜１０p.s.i.（ポンド／平方インチ）の圧力の空気を加圧空気源１０９で使用できる。血圧測定を開始したい場合、マイクロプロセッサー１０８はパス１１３を介して信号を送り、加圧弁１１１を開け、減圧弁１０２を閉める。加圧空気源１０９からの空気を加圧弁１１１と導管１１２を介して送り、圧迫帯を所定のレベル、好ましくは、患者の予想された心臓収縮期圧以上に加圧膨張させる。
【００２３】
圧力変換器１０５から発信されるパス１０７を通る信号は圧迫帯１０１内の瞬間圧力を示している。マイクロプロセッサー１０８は、これに反応して、圧迫帯１０１内の圧力が患者の見積もられた心臓収縮期圧以上の所定値になった時に、圧迫帯１０１の加圧膨張を中断させる。この中断は、パス１１３を介して加圧弁１１１を閉めるように指示する信号を送ることにより行われる。一旦、加圧弁１１１を閉めてしまえば、所定の減圧手順の開始によって血圧測定を行うことができる。
【００２４】
上記のように、マイクロプロセッサー１０８と減圧弁１０２の制御により、また圧力変換器１０５で検出されるような実際の血圧測定は、上述の特許に記載したような適当な全ての方法で行なうことができる。各測定サイクルの完了時には、十分長く減圧弁１０２を再開放して排気管１０３を介して空気を放出して圧迫帯１０１の圧力を略完全に低下させることができる。その後、新規の測定サイクルの開始時には、減圧弁１０２を閉める。
【００２５】
要約すれば、血圧測定を行なう場合、加圧弁１１１を開け、一方、圧迫帯圧力が所定のレベルになる迄、その圧迫帯圧力を圧力変換器１０５で管理する。次に、加圧弁１１１を閉める。その後、マイクロプロセッサー１０８からの信号１０４を用いながら減圧弁１０２を開け、そして血圧測定を行なう。この時点までは、モニタは従来の方法で動作する。この発明は減圧収縮周期の変形に関するものであり、その動作を特に図２ないし図４を参照して説明する。
【００２６】
典型的な自動血圧測定装置では、圧迫帯の収縮動作を各々の段階につき通常約８ｍｍＨｇ等しく減圧して行なう。従来技術の図２は、従来の非侵襲性血圧（ＮＩＢＰ）モニタに対して用いられる、従来の圧迫帯１０１の段階減圧と測定サイクルを示す時間対圧力のグラフである。図２に示したように、圧迫帯１０１を心臓の収縮期圧以上の圧力まで加圧し、次に、その圧迫帯１０１を一段階につき約８ｍｍＨｇずつ等時間の段階毎に減圧収縮する。時限時間ｄが全段階で与えられ、その時限時間内で信号処理回路が上記の共通に譲渡された特許に記された技術に従って振動群を探査する。時限時間ｄが過ぎれば、たとえ振動群を検出しなくとも圧迫帯１０１の圧力を低下させる。
【００２７】
この圧迫帯１０１の圧力を段階減少させて振動群を探索する行程は、少なくともＭＡＰまたは振動エンベロープ、もしくはその両方が決定されるまで継続される。この血圧決定の全行程は所定の間隔をおいて繰り返される。
【００２８】
前述したように、圧迫帯１０１内において急激な圧力変化が起こり圧力が速やかに安定することができない場合に生じる“エア効果”のため、時限時間ｄの全体を振動群の検出に用いることは不可能である。段階加圧または段階減圧の後には、振動群が探索される前に、エア効果が沈静化するための時間を置く必要がある。段階加圧による影響が沈静化するために必要な時間は、加圧幅が大きくなるに従って増加する。図３に、２０ｍｍＨｇの変化幅で圧力を変化させる際にエア効果を最小にするこの発明による段階加圧・減圧操作を示す。
【００２９】
図３は、従来の血圧モニタで生じる上記“エア効果”の弊害を最小にするように本発明の原理に従って変形した血圧モニタの時間に対する圧力のグラフである。図３に示したように、圧迫帯１０１を心臓の収縮期圧以上の圧力に加圧膨張させ、次に、比較的少ないサンプルしか必要としない高速血圧測定のために、約２０ｍｍＨｇずつ等しく低下させて圧迫帯１０１を減圧収縮する。
【００３０】
この発明によれば、図３に示したように、各々の段階減圧において圧迫帯１０１を目的圧力まで直接に減圧することは行わない。その代わりに、各段階において、圧迫帯１０１は目的圧力より低い圧力まで減圧され、短時間の待ち時間ｗの間待たれ、それから目的圧力へと圧迫帯１０１が加圧される。なお、血圧測定を段階加圧により行う場合には以上の行程は逆に行われる。
【００３１】
段階加圧や段階減圧の後に沈静化するエア効果を引き起こす推進力は、圧力の段階変化の大きさに比例するため、エア効果は圧迫帯１０１が目的圧力へと加圧または減圧される前の待ち時間ｗにおいて最も大きい。目的圧力に到達すると、残留するエア効果を待ち時間ｗ後の加圧または減圧により生じる付加的なエア効果が打ち消して、エア効果はより早く沈静化するか、または完全に排除される。
【００３２】
図３に示したように、各圧力段階の全持続時間はｄ（ｄ＞＞ｗ）のままで従来と同様であるが、エア効果の打ち消しによりエア効果が早期に沈静化して正確な振動群が観測されており、正確な測定が行われた確率が大幅に向上している。なお、各圧力段階における待ち時間ｗの長さは、ｄの長さを最小にするために短く保たれることが好ましい。
【００３３】
ここで本発明の動作を図４のフローチャートを参照して説明する。当業者は、図４のフローチャートが、上記段階収縮サイクルを制御する図１のマイクロプロセッサー１０８に対するソフトウェアで典型的に実施されると理解する。
【００３４】
ステップ４００で示した減圧収縮動作の開始時点において、圧迫帯１０１はステップ４０２で所定の減圧幅だけ減圧弁１０２の開放により減圧される。この減圧幅は、目的とする２０ｍｍＨｇの減圧に対応して一般的に約２５ｍｍＨｇ程度に決定したものである。ステップ４０４では、測定装置は、エア効果をある程度沈静化させるため、短い待ち時間ｗ（ｄ＞＞ｗ）の間待機する。それからステップ４０６において、全段階減圧幅を２０ｍｍＨｇとするように、加圧弁１１１が開放されて圧迫帯１０１が約５ｍｍＨｇだけ（−２５＋５＝−２０）加圧される。
【００３５】
それからステップ４０８において測定装置は、前述の共有された各特許に記載された従来の手順を用いて、現圧力レベルにおける振動群を監視する。もし、ステップ４０８において振動群が１個も検知されなかった場合は、測定装置はステップ４１０において時限時間ｄの終わりに到達するまで振動群を監視し続ける。それから、処理はステップ４１６に進み、患者の血圧を決定するための十分なデータが収集されたかが判断される。ここでもし十分なデータが収集されていれば、ステップ４１８において、減圧ルーチンを終了する。しかし、もし十分なデータが収集されていなければ、圧迫帯１０１がさらに次の減圧ステップへ２０ｍｍＨｇ減圧されるように、ステップ４０２からステップ４０６が繰り返される。
【００３６】
もし、ステップ４０８において振動群が検知された場合、測定装置はステップ４１２において第２の振動群を探索し、これをステップ４１４において時限時間ｄが終了するまで継続する。それから、処理はステップ４１６に進み、患者の血圧を決定するための十分なデータが収集されたかが判断される。ここでもし十分なデータが収集されていれば、ステップ４１８において、減圧ルーチンを終了する。しかし、もし十分なデータが収集されていなければ、圧迫帯１０１がさらに次の減圧ステップへ２０ｍｍＨｇ減圧されるように、ステップ４０２からステップ４０６が繰り返される。
【００３７】
一般的には、各圧力レベルのステップ４０８とステップ４１２で検知された２個の振動群に対して、Ramseyらが上記 '０２９号と’０３４号の特許に記載したような方法で各振動群が十分な品質のものであるか判断するための振幅の比較がなされ、ステップ４１６において、血圧エンベロープを定義するために十分なデータが収集されたと判定されると、ステップ４１８において血圧測定のための減圧ルーチンを終了する。
【００３８】
なお、この発明の技術は、エア効果が最も顕著に出やすい２０ｍｍＨｇやそれ以上の大きな幅の加圧・減圧や、圧迫帯の全加圧後の初期の減圧段階において好ましく用いられるが、従来の８ｍｍＨｇ程度の減圧のような小さな幅の加圧や減圧にも同様に用いることが可能である。また、この発明の技術は、エア効果の数学的モデルを決定し、この数学的モデルを血圧測定に同時に運用して算術的にエア効果を打ち消すというように、数学的な実施を行うことも可能である。
【００３９】
これまで本発明の目下好ましい実施態様を説明してきたが、本発明の新規教示から逸脱しないで非常に多くの代替実施態様が可能であることを当業者は理解するであろう。例えば、Hood,Jr.らによる米国特許第４，４６１，２６６号に記載したように圧力を心臓の拡張期圧から増加させてゆく血圧モニタにも本発明を使用できると当業者は理解する。同様に、十分な特性を示す振動群が得られたかを判断するためにRamseyが記載した振幅整合技術を使用しない血圧モニタに本発明の技術を使用できると当業者は理解するであろう。更に、それぞれの圧力レベルでの測定に本発明の技術を広げて、多数の、おそらく幾分ランダムな時限時間の設定が可能になると当業者は理解するであろう。従って、そのような全ての変形が添付特許請求の範囲に含まれるものである。
【００４０】
本発明の好適な実施態様として、以下のものがある。
（１）予め決定された品質の動脈圧振動群が行程（ニ）で検出されて患者の血圧決定が可能となるに十分な回数、以降の各圧力レベルにおいて行程（ロ）から（ニ）までを繰り返す行程をさらに有することを特徴とする請求項３記載の血圧測定方法。
（２）予め決定された品質の動脈圧振動群が行程（ハ）で検出されて患者の血圧決定が可能となるに十分な回数、以降のより高い各目的圧力レベルにおいて行程（イ）から（ハ）までを繰り返す行程をさらに有することを特徴とする請求項４記載の血圧測定方法。
【００４１】
【発明の効果】
以上のように、本発明によれば、血圧測定を段階減圧により行う場合には、まず圧迫帯を患者の見積もられた収縮期圧以上の圧力に前記圧迫帯を加圧膨張させ、そこから血圧振動検出を行うために段階的に設定された各目的圧力に圧迫帯を減圧収縮させてゆく際に、目的圧力まで直接圧迫帯を減圧させるのではなく、まず目的圧力より低い圧力に減圧し、短い待ち時間の間待ち、それから目的圧力まで加圧するように構成したので、目的圧力に到達した後に残留するエア効果を、続く加圧により生じる付加的なエア効果により打ち消して早期に沈静化または完全に排除することができ、エア効果を最小にしてエア効果が沈静化するに必要な時間を短縮し、振動血圧測定の間に脈拍振幅が過大にまたは過小に見積もられることを防止することができる効果がある。また、振動血圧測定において大きな減圧幅が用いられた場合にもエア効果によって生じる誤差を最小にすることができる効果がある。
【００４２】
また、血圧測定を段階加圧により行う場合には、上記行程を逆に行うことにより上記と同様の効果を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施の一形態による自動血圧測定装置の概略を示すブロック図である。
【図２】従来の非侵襲性血圧測定装置と同様の複数の段階減圧行程を有する測定サイクルを示す時間対圧力のグラフ図である。
【図３】エア効果を打ち消すための減圧および加圧行程を有するこの発明の技術による測定サイクルを示す時間対圧力のグラフ図である。
【図４】この発明の技術に基づいて過剰に減圧を行った後に目的圧力まで加圧するようにプログラムされたマイクロプロセッサーの制御による図１の装置の動作を示すフローチャートである。
【符号の説明】
１０１  圧迫帯
１０２  減圧弁（減圧収縮手段）
１０３  排気管（減圧収縮手段）
１０５  圧力変換器（圧迫帯圧検出手段）
１０８  マイクロプロセッサー（制御手段）
１０９  加圧空気源（加圧膨張手段）
１１１  加圧弁（加圧膨張手段）
【図１】
0003738075.tif 000002
【図２】
0003738075.tif 000003
【図３】
0003738075.tif 000004
【図４】
0003738075.tif 000005