自動血壓測定裝置制造方法
【專利摘要】本發(fā)明提供一種通過對被壓迫部位內(nèi)的動脈適當(dāng)施加壓迫壓力而獲得準(zhǔn)確的脈搏波、基于該脈搏波獲得精度高的最高血壓值的自動血壓測定裝置。在中間膨脹袋24的振幅值A(chǔ)2相對于來自上游側(cè)膨脹袋22的第1脈搏信號SM1的振幅值A(chǔ)1的比即第1振幅比R21(＝A2/A1)超過第1振幅比變化判定值RR1、且來自下游側(cè)膨脹袋26的第3脈搏信號SM3的振幅值A(chǔ)3相對于來自中間膨脹袋24的第2脈搏信號SM2的振幅值A(chǔ)2的比即第2振幅比R32(＝A3/A2)超過第2振幅比變化判定值RR2時，基于此時的壓迫壓力，決定最高血壓值SBP?；谶@些脈搏波信號SM間的第1振幅比R21、第2振幅比R32來獲得精度高的最高血壓值SBP。
【專利說明】自動血壓測定裝置

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及具有在手臂、腳踝這樣的身體的肢體即被壓迫部位卷繞的壓迫帶的自 動血壓測定裝置，尤其涉及基于從該壓迫帶獲得的脈搏波信號來決定身體的最高血壓的技 術(shù)。

【背景技術(shù)】
[0002] 已知一種自動血壓測定裝置，具備在身體的被壓迫部位卷繞的壓迫帶，在使該壓 迫帶的壓迫壓力值變化的過程中逐次抽取該壓迫帶內(nèi)的壓力振動即脈搏波，基于該脈搏波 的變化，決定所述身體的血壓值。上述壓迫帶所具備的膨脹袋需要相對于被壓迫部位的直 徑而具有足夠大的壓迫寬度尺寸并具有較大容量，因此，存在響應(yīng)被壓迫部位內(nèi)的動脈的 容量變化而發(fā)生的壓力振動即脈搏波成為微弱信號的傾向，從而成為測定精度降低的一個 原因。
[0003] 與此相對，如專利文獻1所示，為了明確檢測動脈的容量變化，提出了設(shè)置有容量 比主膨脹袋小的檢測用膨脹袋以使得其整個寬度方向與上述主膨脹袋的內(nèi)側(cè)的一部分重 疊，并在檢測用膨脹袋和主膨脹袋之間設(shè)有屏蔽板而成的2層構(gòu)造的壓迫帶。由此，在由主 膨脹袋的一部分引起的加壓直接施加到被壓迫部位的同時，由主膨脹袋的其他部分引起的 加壓通過檢測用膨脹袋間接地施加。
[0004] 現(xiàn)有技術(shù)文獻
[0005] 專利文獻1 :日本特開平05-269089號公報


【發(fā)明內(nèi)容】

[0006] 發(fā)明要解決的問題
[0007] 但是，根據(jù)上述專利文獻1所示的現(xiàn)有的具備2層構(gòu)造的壓迫帶的自動血壓測定 裝置，檢測用膨脹袋位于身體的皮膚側(cè)，導(dǎo)致主膨脹袋的壓力無法適當(dāng)?shù)厥┘拥絼用}，因此 難以獲得準(zhǔn)確的脈搏波，存在基于該脈搏波而決定的最高血壓值的精度差的缺陷。
[0008] 本發(fā)明的目的在于，提供一種基于在壓迫身體的被壓迫部位內(nèi)的動脈時所獲得的 脈搏波能夠決定精度高的最高血壓值的自動血壓測定裝置。
[0009] 用于解決問題的手段
[0010] 本發(fā)明人以以上的情況為背景，試制出具有在寬度方向上排列的獨立壓迫身體的 被壓迫部位的多個氣室的壓迫帶，例如具有3個氣室的3連袖帶，在比較研究從這3個氣室 分別獨立獲得的袖帶脈搏波時，判明以下的事實。即，在袖帶壓高的缺血狀態(tài)時，在最上游 側(cè)的氣室產(chǎn)生的脈搏波通過物理干涉（串?dāng)_）傳播到鄰接的氣室，在與其鄰接的中游氣室 及下游氣室產(chǎn)生以預(yù)定的衰減率衰減的干涉脈搏波，但是，在袖帶壓降低而血流開始時，在 中游氣室及下游氣室因血流的容積變化而產(chǎn)生的容積脈搏波以包含所述干涉脈搏波的方 式產(chǎn)生。即使該容積脈搏波的振幅具有比干涉脈搏波稍大的傾向，但是僅僅靠對其進行表 示的振幅差難以進行穩(wěn)定的區(qū)別。因而，發(fā)現(xiàn)當(dāng)采用在上游氣室產(chǎn)生的脈搏波與在中游氣 室或者下游氣室產(chǎn)生的脈搏波的振幅比這樣的變量時，該振幅比在袖帶壓高的缺血狀態(tài)時 大致一定，但是判明在袖帶壓降低、血流開始時具有急劇上升的性質(zhì)，可以將被判定為該急 劇上升時的袖帶壓作為身體的最高血壓值而進行準(zhǔn)確的決定。本發(fā)明根據(jù)該發(fā)現(xiàn)而完成。 [0011] 即，權(quán)利要求1的發(fā)明的特征在于，（a)是一種自動血壓測定裝置，具備在身體的 被壓迫部位卷繞的壓迫帶，在使該壓迫帶的壓迫壓力值變化的過程中，逐次抽取該壓迫帶 內(nèi)的壓力振動即脈搏波，基于該脈搏波的變化，決定所述身體的血壓值，（b)所述壓迫帶具 有多個膨脹袋，所述多個膨脹帶具有在寬度方向上排列的分別壓迫所述身體的被壓迫部位 的獨立的氣室，（c)逐次算出來自位于比上游側(cè)膨脹袋更靠下游側(cè)的預(yù)定的膨脹袋的脈搏 波的振幅值相對于來自該上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值的振幅比，基于該振幅比超過預(yù) 先設(shè)定的振幅比變化判定值，決定所述身體的最高血壓值，所述上游側(cè)膨脹袋是該多個膨 脹袋中的位于所述被壓迫部位內(nèi)的動脈的上游側(cè)的膨脹袋。
[0012] 另外，權(quán)利要求2的發(fā)明的特征在于，在權(quán)利要求1所述的發(fā)明中，所述壓迫帶具 備：在所述被壓迫部位的長度方向上隔開預(yù)定間隔的由可撓性片材構(gòu)成的一對上游側(cè)膨脹 袋及所述下游側(cè)膨脹袋；和以在所述被壓迫部位的長度方向上排列的方式配置在所述上游 側(cè)膨脹袋及下游側(cè)膨脹袋之間，具有與該上游側(cè)膨脹袋及下游側(cè)膨脹袋獨立的氣室的中間 膨脹袋。
[0013] 另外，權(quán)利要求3的發(fā)明的特征在于，在權(quán)利要求2所述的發(fā)明中，在以由所述上 游側(cè)膨脹袋、所述中間膨脹袋及所述下游側(cè)膨脹袋以相同的壓力壓迫所述被壓迫部位的狀 態(tài)使升壓后的所述壓迫帶的壓迫壓力值降壓的過程中，基于來自所述中間膨脹袋的脈搏波 的振幅值除以來自所述上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值得到的值即第1振幅比超過預(yù)先 設(shè)定的第1振幅比變化判定值、且來自所述下游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值除以來自所述 中間膨脹袋的脈搏波的振幅值得到的值即第2振幅比超過預(yù)先設(shè)定的第2振幅比變化判定 值時的所述中間膨脹袋的壓迫壓力值，決定所述身體的最高血壓值。
[0014] 另外，權(quán)利要求4的發(fā)明的特征在于，在權(quán)利要求2所述的發(fā)明中，在以由所述上 游側(cè)膨脹袋、所述中間膨脹袋及所述下游側(cè)膨脹袋以相同的壓力壓迫所述被壓迫部位的狀 態(tài)使升壓后的所述壓迫帶的壓迫壓力值降壓的過程中，基于來自所述下游側(cè)膨脹袋的脈搏 波的振幅值除以來自所述上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值得到的值即第3振幅比超過預(yù) 先設(shè)定的第3振幅比變化判定值時的所述中間膨脹袋的壓迫壓力值，決定身體的最高血壓 值。
[0015] 另外，權(quán)利要求5的發(fā)明的特征在于，在權(quán)利要求1至4中任一項所述的發(fā)明中， 具備檢測所述多個膨脹袋內(nèi)的壓力的壓力傳感器，在使卷繞于所述被壓迫部位的所述壓 迫帶的多個膨脹袋的壓迫壓力值升壓到足夠使該被壓迫部位內(nèi)的動脈止血的值之后，在使 該壓迫帶的壓迫壓力值降壓的過程中，按每個預(yù)定量的慢速降壓，使該壓迫帶的壓迫壓力 值保持預(yù)定時間，在該預(yù)定時間內(nèi)檢測該壓迫帶內(nèi)的壓力振動即脈搏波。
[0016] 另外，權(quán)利要求6的發(fā)明的特征在于，在權(quán)利要求1至5中任一項所述的發(fā)明中， 來自所述上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值及來自所述下游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值是 在所述身體的一次脈搏內(nèi)以比該脈搏周期短的周期逐次獲得的振幅值，所述振幅比是根據(jù) 以比所述脈搏周期短的周期逐次獲得的來自所述上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值及來自 所述下游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值而逐次算出的振幅比。
[0017] 發(fā)明的效果
[0018] 根據(jù)權(quán)利要求1所述的發(fā)明的自動血壓測定裝置，壓迫帶具有多個膨脹袋，所述 多個膨脹袋具有在寬度方向上排列的分別壓迫身體的被壓迫部位的獨立的氣室，逐次算出 來自位于比上游側(cè)膨脹袋更靠下游側(cè)的膨脹袋的脈搏波的振幅值相對于來自該上游側(cè)膨 脹袋的脈搏波的振幅值的振幅比，基于該振幅比超過預(yù)先設(shè)定的振幅比變化判定值，決定 身體的最高血壓值，所述上游側(cè)膨脹袋是該多個膨脹袋中的位于所述被壓迫部位內(nèi)的動脈 的上游側(cè)的膨脹袋。因此，通過從相互間壓力變動為獨立狀態(tài)的多個膨脹袋以均等的壓力 分布對身體的被壓迫部位內(nèi)的動脈施加壓迫壓力，能從各個膨脹袋分別獲得準(zhǔn)確的脈搏 波，因此能基于這些脈搏波間的振幅比，獲得精度高的最高血壓值。另外，上述振幅比具有 在由所述壓迫帶產(chǎn)生的壓迫壓力達到身體的最高血壓值附近時急劇增加的性質(zhì)，因此，通 過采用上述振幅比變化判定值來判定該急劇增加，能獲得精度高的最高血壓值。
[0019] 另外，根據(jù)權(quán)利要求2所述的發(fā)明的自動血壓測定裝置，所述壓迫帶具有：在所述 被壓迫部位的長度方向上隔開預(yù)定間隔的由可撓性片材構(gòu)成的一對上游側(cè)膨脹袋及所述 下游側(cè)膨脹袋；和以在被壓迫部位的長度方向上排列的方式配置在上述上游側(cè)膨脹袋和下 游側(cè)膨脹袋之間，具有與該上游側(cè)膨脹袋及下游側(cè)膨脹袋獨立的氣室的中間膨脹袋，因此， 通過從在被壓迫部位的長度方向上排列的相互間壓力變動為獨立狀態(tài)的上游側(cè)膨脹袋、 中間膨脹袋及下游側(cè)膨脹袋以均等的壓力分布對身體的被壓迫部位內(nèi)的動脈施加壓迫壓 力，獲得準(zhǔn)確脈搏波，因此，基于這些脈搏波間的振幅比，能獲得精度1?的最1?血壓值。
[0020] 另外，根據(jù)權(quán)利要求3所述的發(fā)明的自動血壓測定裝置，在以由所述上游側(cè)膨脹 袋、所述中間膨脹袋及所述下游側(cè)膨脹袋以相同的壓力壓迫所述被壓迫部位的狀態(tài)使升壓 后的所述壓迫帶的壓迫壓力值降壓的過程中，基于來自所述中間膨脹袋的脈搏波的振幅值 除以來自所述上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值得到的值即第1振幅比超過預(yù)先設(shè)定的第1 振幅比變化判定值、且來自所述下游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值除以來自所述中間膨脹袋 的脈搏波的振幅值得到的值即第2振幅比超過預(yù)先設(shè)定的第2振幅比變化判定值時的所述 中間膨脹袋的壓迫壓力值，決定所述身體的最高血壓值。因此，區(qū)別被壓迫部位內(nèi)的動脈的 血流在上游側(cè)膨脹袋下通過而不在中間膨脹袋下和/或下游側(cè)膨脹袋下通過的狀態(tài)、和被 壓迫部位內(nèi)的動脈的血流共同在預(yù)定的膨脹袋下及下游側(cè)膨脹袋下通過的狀態(tài)，將被壓迫 部位內(nèi)的動脈的血流成為共同在上側(cè)膨脹袋下和中間膨脹袋下和/或下游側(cè)膨脹袋下通 過的狀態(tài)時的壓迫帶的壓迫壓力值決定為身體的最高血壓值，因此能獲得精度高的最高血 壓值。
[0021] 另外，根據(jù)權(quán)利要求4所述的發(fā)明的自動血壓測定裝置，在以由所述上游側(cè)膨脹 袋、所述中間膨脹袋及所述下游側(cè)膨脹袋以相同的壓力壓迫所述被壓迫部位的狀態(tài)使升壓 后的所述壓迫帶的壓迫壓力值降壓的過程中，基于來自所述下游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅 值除以來自所述上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值得到的值即第3振幅比超過預(yù)先設(shè)定的 第3振幅比變化判定值時的所述中間膨脹袋的壓迫壓力值，決定身體的最高血壓值。因此， 區(qū)別被壓迫部位內(nèi)的動脈的血流在上游側(cè)膨脹袋下通過而不在下游側(cè)膨脹袋下通過的狀 態(tài)和被壓迫部位內(nèi)的動脈的血流共同在上游側(cè)膨脹袋下及下游側(cè)膨脹袋下通過的狀態(tài)，在 成為被壓迫部位內(nèi)的動脈的血流共同在上游側(cè)膨脹袋下及下游側(cè)膨脹袋下通過的狀態(tài)時， 將在寬度方向上均等壓力分布的中間膨脹袋的壓迫壓力值決定為身體的最高血壓值，因 此能獲得精度1?的最1?血壓值。
[0022] 另外，根據(jù)權(quán)利要求5所述的發(fā)明的自動血壓測定裝置，具備檢測多個膨脹袋內(nèi) 的壓力的壓力傳感器，在使卷繞于被壓迫部位的壓迫帶的多個膨脹袋的壓迫壓力值升壓到 足夠使該被壓迫部位內(nèi)的動脈止血的值之后，在使該壓迫帶的壓迫壓力值降壓的過程中， 按每個預(yù)定量的慢速降壓，使壓迫帶的壓迫壓力值保持預(yù)定時間，在該預(yù)定時間內(nèi)檢測所 述壓迫帶內(nèi)的壓力振動即脈搏波，因此，由于在壓迫壓力值一定時檢測脈搏波，能夠獲得準(zhǔn) 確的脈搏波。另外，在上述預(yù)定時間內(nèi)檢測多個脈搏波、并基于該多個脈搏波的平均值決定 最高血壓值時，能夠獲得精度更高的最高血壓值。
[0023] 另外，根據(jù)權(quán)利要求6所述的發(fā)明的自動血壓測定裝置，來自所述上游側(cè)膨脹袋 的脈搏波的振幅值及來自所述下游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值是在所述身體的一次脈搏 內(nèi)以比該脈搏周期短的周期逐次獲得的振幅值，所述振幅比是根據(jù)以比所述脈搏周期短的 周期逐次獲得的來自所述上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值及來自所述下游側(cè)膨脹袋的脈 搏波的振幅值而逐次算出的振幅比，因此，基于一次脈搏內(nèi)逐次求出的振幅比，用上述振幅 比變化判定值來判定該急劇增加，由此能獲得精度高的最高血壓值。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0024] 圖1是表示具備在身體的被壓迫部位即上臂卷繞的上臂用壓迫帶的本發(fā)明的一 例自動血壓測定裝置。
[0025] 圖2是表示圖1的壓迫帶的外周面的部分剖視圖。
[0026] 圖3是表示在圖2的壓迫帶內(nèi)所具備的上游側(cè)膨脹袋、中間膨脹袋及下游側(cè)膨脹 袋的俯視圖。
[0027] 圖4是在寬度方向上切斷圖3的上游側(cè)膨脹袋、中間膨脹袋及下游側(cè)膨脹袋而示 出的剖視圖。
[0028] 圖5是用于說明圖1的電子控制裝置所具備的控制功能的主要部分的功能框圖。
[0029] 圖6是表示在通過圖5的袖帶壓控制單元使多個膨脹袋的壓迫壓力值分別慢速降 壓的過程中產(chǎn)生的來自上述多個膨脹袋的脈搏波信號的圖，是上述壓迫壓力值為151mmHg 時的圖。
[0030] 圖7是表示在通過圖5的袖帶壓控制單元使多個膨脹袋的壓迫壓力值分別慢速降 壓的過程中產(chǎn)生的來自上述多個膨脹袋的脈搏波信號的圖，是上述壓迫壓力值為135mmHg 時的圖。
[0031] 圖8是表示在通過圖5的袖帶壓控制單元使多個膨脹袋的壓迫壓力值分別慢速降 壓的過程中產(chǎn)生的來自上述多個膨脹袋的脈搏波信號的圖，是上述壓迫壓力值為127mmHg 時的圖。
[0032] 圖9是表示在通過圖5的袖帶壓控制單元使多個膨脹袋的壓迫壓力值分別慢速降 壓的過程中產(chǎn)生的來自上述多個膨脹袋的脈搏波信號的圖，是上述壓迫壓力值為llOmmHg 時的圖。
[0033] 圖10是表示在通過圖5的袖帶壓控制單元使多個膨脹袋的壓迫壓力值分別慢速 降壓的過程中產(chǎn)生的來自上述多個膨脹袋的脈搏波信號的圖，是上述壓迫壓力值為86mmHg 時的圖。
[0034] 圖11是表示在通過圖5的袖帶壓控制單元使多個膨脹袋的壓迫壓力值分別慢速 降壓的過程中產(chǎn)生的來自上述多個膨脹袋的脈搏波信號的圖，是上述壓迫壓力值為72mmHg 時的圖。
[0035] 圖12是在比最高血壓值高的壓迫壓力中，將來自袖帶的上游側(cè)膨脹袋的第1脈搏 波信號、來自中間膨脹袋的第2脈搏波信號、來自下游側(cè)膨脹袋的第3脈搏波信號的形狀 與上游側(cè)膨脹袋、中間膨脹袋及下游側(cè)膨脹袋的正下方的動脈的壓迫狀態(tài)進行對比說明的 圖。
[0036] 圖13是在比最高血壓值低的壓迫壓力中，將來自袖帶的上游側(cè)膨脹袋的第1脈搏 波信號、來自中間膨脹袋的第2脈搏波信號、來自下游側(cè)膨脹袋的第3脈搏波信號的形狀 與上游側(cè)膨脹袋、中間膨脹袋及下游側(cè)膨脹袋的正下方的動脈的壓迫狀態(tài)進行對比說明的 圖。
[0037] 圖14是表示在壓迫壓力比身體的最高血壓值高的狀態(tài)下，第1脈搏波信號、第2 脈搏波信號、第3脈搏波信號的形狀與根據(jù)它們求出的第1振幅比及第2振幅比的圖。
[0038] 圖15是表示在壓迫壓力比身體的最高血壓值低的壓迫壓力中，第1脈搏波信號、 第2脈搏波信號、第3脈搏波信號的形狀與根據(jù)它們求出的第1振幅比及第2振幅比的圖。
[0039] 圖16是說明在根據(jù)第1脈搏波信號、第2脈搏波信號、第3脈搏波信號算出它們 的振幅值時，使這些信號的開始點一致的前處理的圖。
[0040] 圖17是分別表示時間軸和壓迫壓力值軸的二維坐標(biāo)內(nèi)所示的來自多個膨脹袋的 脈搏波信號的上升點及這些上升點間的時間差的圖。
[0041] 圖18是表示壓迫帶壓迫下的動脈的脈搏波傳播速度和壓迫壓力值的關(guān)系的圖。
[0042] 圖19是表示來自下游側(cè)膨脹袋的第3脈搏波信號和來自中間膨脹袋的第2脈搏 波信號之間的時間差即第1時間差與中間膨脹袋的壓力即壓迫壓力值的關(guān)系的圖。
[0043] 圖20是說明圖5的電子控制裝置的控制工作的主要部分的一個流程圖。
[0044] 圖21是說明圖5的電子控制裝置的控制工作的主要部分的另一個流程圖。
[0045] 圖22是說明圖5的電子控制裝置的控制工作的主要部分的時序圖。
[0046] 圖23是在時間軸上表示壓迫帶的壓迫壓力達到最高血壓值之前的實例的第1脈 搏波信號及第2脈搏波信號和根據(jù)它們算出的第1振幅比的圖。
[0047] 圖24是在時間軸上表示壓迫帶的壓迫壓力達到最高血壓值之前的實例的第2脈 搏波信號及第3脈搏波信號和根據(jù)它們算出的第2振幅比的圖。
[0048] 圖25是在時間軸上表示壓迫帶的壓迫壓力達到最高血壓值時的實例的第1脈搏 波信號及第2脈搏波信號和根據(jù)它們算出的第1振幅比的圖。
[0049] 圖26是在時間軸上表示壓迫帶的壓迫壓力達到最高血壓值時的實例的第2脈搏 波信號及第3脈搏波信號和根據(jù)它們算出的第2振幅比的圖。

【具體實施方式】
[0050] 以下，參照附圖詳細說明本發(fā)明的一個實施例。此外，在以下的實施例中，對圖進 行適當(dāng)簡化或者變形，各部分的尺寸比及形狀等未必準(zhǔn)確描繪。
[0051] 實施例
[0052] 圖1表示具備在被壓迫部位即身體的肢體如上臂10卷繞的上臂用的壓迫帶12的 本發(fā)明一例的自動血壓測定裝置14。該自動血壓測定裝置14在使升壓到足夠使上臂10內(nèi) 的動脈16止血的值的壓迫帶12的壓迫壓力降壓的過程中，逐次抽取響應(yīng)動脈16的容積變 化而產(chǎn)生的壓迫帶12內(nèi)的壓力振動即脈搏波（參照后述的圖6?圖11)，基于該脈搏波的 變化，測定該身體的最高血壓值SBP及最低血壓值DBP。
[0053] 圖2是表示壓迫帶12的一例的外周面的部分剖視圖。如圖2所示，壓迫帶12具 備：帶狀外袋20,包括由PVC等合成樹脂背面相互層壓而成的合成樹脂纖維制的外周側(cè)面 無紡布20a及未圖示的內(nèi)周側(cè)無紡布；在該帶狀外袋20內(nèi)沿著寬度方向依次容納的由例如 軟質(zhì)聚氯乙烯片材等可撓性片材構(gòu)成的可獨立壓迫上臂10的上游側(cè)膨脹袋22、中間膨脹 袋24及下游側(cè)膨脹袋26,通過在安裝于外周側(cè)面無紡布20a的端部的面粘扣28以可拆卸 方式粘接安裝于所述內(nèi)周側(cè)無紡布的端部的未圖示的起絨（raised pile)，由此，以可拆卸 方式佩戴到上臂10。在佩戴于上臂10的狀態(tài)下，下游側(cè)膨脹袋26與上游側(cè)膨脹袋22及 中間膨脹袋24相比，位于上臂10內(nèi)的動脈16的下游側(cè)。另外，中間膨脹袋24與下游側(cè)膨 脹袋26相比，位于上游側(cè)，上游側(cè)膨脹袋22與下游側(cè)膨脹袋26及中間膨脹袋24相比，位 于上游側(cè)。上游側(cè)膨脹袋22、中間膨脹袋24及下游側(cè)膨脹袋26分別具有在寬度方向上排 列、各自壓迫所述上臂10的獨立的氣室，并在外周面?zhèn)染邆涔苓B接用連接器32、34及36。 這些管連接用連接器32、34及36穿過外周側(cè)面無紡布20a向壓迫帶12的外周面露出。
[0054] 圖3是表示在壓迫帶12內(nèi)所具備的上游側(cè)膨脹袋22、中間膨脹袋24及下游側(cè)膨 脹袋26的俯視圖，圖4是將這些袋沿著寬度方向即圖3的箭頭a方向切斷而得到的剖視 圖。上游側(cè)膨脹袋22、中游側(cè)膨脹袋24及下游側(cè)膨脹袋26用于對響應(yīng)受它們壓迫的動脈 16的容積變化而產(chǎn)生的壓力振動即脈搏波進行檢測，并分別形成長條狀。上游側(cè)膨脹袋22 及下游側(cè)膨脹袋26以與中間膨脹袋24的兩側(cè)鄰接的狀態(tài)配置。另外，中間膨脹袋24以夾 持在上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26之間的狀態(tài)，配置在壓迫帶12的寬度方向的中央 部。此外，在壓迫帶12卷繞于所述上臂10的狀態(tài)下，上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26 沿著上述上臂10的長度方向隔開預(yù)定間隔，另外，中間膨脹袋24以在上述上臂10的長度 方向上排列的方式配置在所述上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26之間。
[0055] 中間膨脹袋24在兩側(cè)具備所謂扣板構(gòu)造的側(cè)緣部。S卩，在中間膨脹袋24的上臂 10的長度方向的兩端部，分別形成以越相互接近則越深的方式向相互接近方向折入的由可 撓性片材構(gòu)成的一對折入槽24f及24f。而且，上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26的與中 間膨脹袋24鄰接一側(cè)的鄰接側(cè)端部22a及26a向上述一對折入槽24f及24f內(nèi)插入配置。 由此，中間膨脹袋24的兩端部和上游側(cè)膨脹袋22的鄰接側(cè)端部22a及下游側(cè)膨脹袋26的 鄰接側(cè)端部26a成為相互重疊的構(gòu)造即交疊構(gòu)造，因此，在上游側(cè)膨脹袋22、中間膨脹袋24 及下游側(cè)膨脹袋26以等壓壓迫上臂10時，即使在它們的邊界附近也能夠獲得均等的壓力 分布。
[0056] 上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26在與中間膨脹袋24相反一側(cè)的端部22b及 26b也具備所謂扣板構(gòu)造的側(cè)緣部。即，上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26的與中間膨脹 袋24相反一側(cè)的端部22b及26b，分別形成以越相互接近則越深的方式向相互接近方向折 入的由可撓性片材構(gòu)成的折入槽22f及26f。構(gòu)成這些折入槽22f及26f的片材經(jīng)由在上 游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26內(nèi)配置的具有貫通孔的連接片材38、40與其相反一側(cè)部 分即中間膨脹袋24側(cè)的部分連接，以使得不會向?qū)挾确较驈棾?。由此，在上游?cè)膨脹袋22 及下游側(cè)膨脹袋26的端部22b及26b，也能夠與其他部分同樣地獲得對所述上臂10的動脈 16的壓迫壓力，因此，壓迫帶12的寬度方向的有效壓迫寬度與其寬度尺寸相同。壓迫帶12 的寬度方向為12cm左右，是在其寬度方向配置了 3個上游側(cè)膨脹袋22、中間膨脹袋24及 下游側(cè)膨脹袋26的構(gòu)造，因此，必須分別采用實質(zhì)為4cm左右的寬度尺寸。為了即使在這 樣的狹小的寬度尺寸也充分產(chǎn)生壓迫功能，中間膨脹袋24的兩端部24a及24b和上游側(cè)膨 脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26的鄰接側(cè)端部22a及26a采用相互重疊的交疊構(gòu)造的，并且將 上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26的與中間膨脹袋24相反一側(cè)的端部22b及26b設(shè)為 所謂扣板構(gòu)造的側(cè)緣部。
[0057] 在上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26的中間膨脹袋24 -側(cè)的端部22a及26a 與將其插入的一對折入槽24f及24f的內(nèi)壁面即相向的槽側(cè)面之間，分別介入長條狀的屏 蔽構(gòu)件42,其具有在該壓迫帶12的寬度方向的撓曲剛度比壓迫帶12的長度方向的撓曲剛 度高的剛度的各向異性。該屏蔽構(gòu)件42具備與上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26、或者 與中間膨脹袋24同樣的長度尺寸。在本實施例中，如圖3、圖4所示，在上游側(cè)膨脹袋22的 端部22a與將其插入的折入槽24f之間的間隙中的外周側(cè)的間隙及下游側(cè)膨脹袋26的端 部26a與將其插入的折入槽24f之間的間隙中的外周側(cè)的間隙，分別介入長條狀的屏蔽構(gòu) 件42,但是，也可以在內(nèi)周側(cè)間隙介入。與內(nèi)周側(cè)間隙比較，外周側(cè)間隙的屏蔽效果大，因 此，至少設(shè)置在外周側(cè)間隙即可。
[0058] 與上臂10的長度方向即壓迫帶12的寬度方向平行的樹脂制的多條可撓性中空管 44以相互平行的狀態(tài)，在上臂10的周向即壓迫帶12的長度方向上排列，并且，這些可撓性 中空管44通過模具成形或者粘接直接地或者經(jīng)由膠帶等可撓性片材等其他構(gòu)件間接地相 互連結(jié)，由此構(gòu)成所述屏蔽構(gòu)件42。所述屏蔽構(gòu)件42鎖定到在上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè) 膨脹袋26的中間膨脹袋24側(cè)的端部22a及26a的外周側(cè)的多個部位設(shè)置的多個鎖定片 46。
[0059] 返回圖1，在自動血壓測定裝置14中，空氣泵50、急速排氣閥52及排氣控制閥54 分別與主配管56連接。從該主配管56,分別分支出與上游側(cè)膨脹袋22連接的第1分支管 58、與中間膨脹袋24連接的第2分支管62及與下游側(cè)膨脹袋26連接的第3分支管64。所 述第1分支管58與用于對空氣泵50和上游側(cè)膨脹袋22之間直接開閉的第1開閉閥E1 串聯(lián)。另外，所述主配管56與用于對空氣泵50、急速排氣閥52及排氣控制閥54和所述各 分支管之間直接開閉的第2開閉閥E2串聯(lián)。另外，所述第3分支管64與用于對空氣泵50 和下游側(cè)膨脹袋26之間直接開閉的第3開閉閥E3串聯(lián)。而且，用于檢測上游側(cè)膨脹袋22 內(nèi)的壓力值的第1壓力傳感器T1與第1分支管58連接，用于檢測中間膨脹袋24內(nèi)的壓力 值的第2壓力傳感器T2與第2分支管62連接，用于檢測下游側(cè)膨脹袋26內(nèi)的壓力值的第 3壓力傳感器T3與第3分支管64連接。
[0060] 從所述第1壓力傳感器T1、第2壓力傳感器T2及第3壓力傳感器T3,分別向電子 控制裝置70供給表示上游側(cè)膨脹袋22內(nèi)的壓力值即上游側(cè)膨脹袋22的壓迫壓力值PC1的 輸出信號、表示中間膨脹袋24內(nèi)的壓力值即中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2的輸出信號 及表示下游側(cè)膨脹袋26內(nèi)的壓力值即下游側(cè)膨脹袋26的壓迫壓力值PC3的輸出信號。電 子控制裝置70是包含CPU72、RAM74、R0M76及未圖示的I/O端口等的所謂微型計算機。該 電子控制裝置70的CPU72利用RAM74的存儲功能，按照預(yù)先在R0M76存儲的程序處理輸入 信號，通過分別控制電動式的空氣泵50、急速排氣閥52、排氣控制閥54、第1開閉閥El、第 2開閉閥E2及第3開閉閥E3,分別選取表示響應(yīng)被膨脹袋22、24及26分別壓迫的上臂10 的動脈16的容積變化而分別產(chǎn)生的膨脹袋22、24及26內(nèi)的壓力振動即脈搏波的脈搏波信 號SMI、SM2及SM3(參照后述的圖6?圖11)。另外，電子控制裝置70基于這些脈搏波信 號SM1、SM2及SM3,算出所述身體的最高血壓值SBP及最低血壓值DBP，使顯示裝置78顯示 該運算結(jié)果即測定值。除了來自上述第1壓力傳感器T1、第2壓力傳感器T2及第3壓力 傳感器T3的輸出信號，來自血壓測定開始傳感器80的輸出信號也向該電子控制裝置70供 給。上述血壓測定開始傳感器80輸出成為血壓測定開始的提示的信號，例如通過操作未圖 示的啟動操作裝置而輸出所述信號。
[0061] 圖5是用于說明電子控制裝置70所具備的控制功能的主要部分的功能框圖。在圖 5中，袖帶壓控制單元82在從血壓測定開始傳感器80供給成為血壓測定開始的提示的信 號時，通過分別控制空氣泵50、急速排氣閥52、排氣控制閥54、第1開閉閥E1、第2開閉閥 E2及第3開閉閥E3,使膨脹袋22、24及26對上臂10的動脈16的壓迫壓力值PC同時急速 升壓到預(yù)先設(shè)定為比該動脈16中的最高血壓值SBP足夠高的值的升壓目標(biāo)壓力值PCM (例 如ISOmmHg)。例如，使各膨脹袋升壓，直到中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2成為上述升壓 目標(biāo)壓力值PCM以上為止。接著，袖帶壓控制單元82使上述升壓后的膨脹袋22、24及26 的壓迫壓力值PC以預(yù)先設(shè)定為例如3?5mmHg/sec左右的慢速降壓速度，分別同時連續(xù)地 或者階段性地慢速降壓。此時，袖帶壓控制單元82按每個預(yù)定量（例如1?lOmmHg的范 圍內(nèi)）的慢速降壓，使膨脹袋22、24及26的壓迫壓力值PC分別保持預(yù)定時間。然后，袖帶 壓控制單元82在中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2小于預(yù)先設(shè)定的比所述動脈16中的最 低血壓值DBP足夠低的值的測定結(jié)束壓力值PCE (例如30mmHg)時，用急速排氣閥52將膨 脹袋22、24及26內(nèi)的壓力分別排壓到大氣壓為止。
[0062] 在由袖帶壓控制單元82使膨脹袋22、24及26的壓迫壓力值PC分別慢速降壓的 過程中，振幅值決定單元84基于來自第1壓力傳感器T1、第2壓力傳感器T2及第3壓力傳 感器T3的輸出信號，以比脈搏周期足夠短的采樣周期例如數(shù)毫秒至數(shù)十毫秒的周期，逐次 選取表示所述膨脹袋22、24及26內(nèi)的相互同步的壓力變動即脈搏波的脈搏波信號SM1、SM2 及SM3。圖6?圖11是用連結(jié)以上述采樣周期讀入的時間離散數(shù)據(jù)點的曲線例示在上述過 程中產(chǎn)生的脈搏波信號SM的圖。在這些圖6?圖11所示的脈搏波信號SM1、SM2及SM3在 壓迫帶 12 的壓迫壓力值 PC 為例如 151mmHg、135mmHg、127mmHg、110mmHg、86mmHg 及 72mmHg 時，是來自第1壓力傳感器T1的輸出信號通過低通濾波處理或帶通濾波處理而辨別獲得的 表示來自上游側(cè)膨脹袋22的脈搏波的第1脈搏波信號SM1 (虛線）、來自第2壓力傳感器 T2的輸出信號通過低通濾波處理或帶通濾波處理而辨別獲得的表示來自中間膨脹袋24的 脈搏波的第2脈搏波信號SM2 (實線）及來自第3壓力傳感器T3的輸出信號通過低通濾波 處理或帶通濾波處理而辨別獲得的表示來自下游側(cè)膨脹袋26的脈搏波的第3脈搏波信號 SM3(單點劃線）。然后，振幅值決定單元84在1次脈搏波內(nèi)，以比脈搏周期足夠短的采樣 周期例如數(shù)毫秒至數(shù)十毫秒的周期，逐次決定相互同步的脈搏波信號SMI、SM2及SM3的振 幅值A(chǔ)1、A2及A3,將這些振幅值A(chǔ)1?A3與表示與決定了這些振幅值A(chǔ)1?A3的脈搏波信 號SM對應(yīng)的中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2的袖帶壓信號PK2 -起存儲在RAM74的預(yù)定 的存儲區(qū)域。
[0063] 血壓值決定單元86具備：最高血壓值決定單元88,對于在由壓迫帶12產(chǎn)生的壓 迫壓力的降壓過程中獲得的第1脈搏波信號SM1、第2脈搏波信號SM2、第3脈搏波信號SM3 中的一對脈搏波，下游側(cè)脈搏波比上游側(cè)脈搏波小且慢地發(fā)生，因此，利用下游側(cè)脈搏波相 對于上游側(cè)脈搏波的振幅比在例如上游側(cè)脈搏波SM1的拐點bl以后的區(qū)域中，具有在最高 血壓值SBP前呈現(xiàn)比較一定的值而在要到達最高血壓值SBP附近時比較急劇地上升的性 質(zhì)，基于被判定為該急劇上升時的壓迫壓力，決定身體的最高血壓值SBP。例如，最高血壓值 決定單元88從由振幅值決定單元84按每個比1脈搏周期足夠短的所述采樣周期而逐次決 定的第1脈搏波信號SM1、SM2及SM3的振幅值A(chǔ)1、A2及A3,在1脈搏波內(nèi)按每個例如所述 采樣周期分別逐次算出來自中間的膨脹袋24的脈搏波信號SM2的振幅A2相對于來自上游 側(cè)膨脹袋22的脈搏波信號SM1的振幅A1的比（A2/A1)即第1振幅比R21、來自下游側(cè)的膨 脹袋26的脈搏波信號SM3的振幅A3相對于來自中間的膨脹袋24的脈搏波信號SM2的振 幅A2的比（A3/A2)即第2振幅比R32及來自下游側(cè)的膨脹袋26的脈搏波信號SM3的振幅 A3相對于來自上游側(cè)的膨脹袋22的脈搏波信號SM1的振幅A1的比（A3/A1)即第3振幅比 R31。接著，最高血壓值決定單元88判定上述第1振幅比R21超過預(yù)先設(shè)定的第1振幅比 變化判定值RR1和/或上述第2振幅比R32超過預(yù)先設(shè)定的第2振幅比變化判定值RR2,基 于該判定為肯定時的中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2,決定最高血壓值SBP?；蛘撸罡哐?壓值決定單元88判定上述第3振幅比R31超過預(yù)先設(shè)定的第3振幅比變化判定值RR3,基 于該判定為肯定時的中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2,決定最高血壓值SBP?；蛘撸罡哐?壓值決定單元88判定為上述第1振幅比R21超過預(yù)先設(shè)定的第1振幅比變化判定值RR1， 基于該判定為肯定時的中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2,決定最高血壓值SBP。
[0064] 在上述最高血壓值決定單元88中，可以將上述的判定為肯定時的中間膨脹袋24 的壓迫壓力值PC2直接決定為最高血壓值SBP，也可以將對該壓迫壓力值PC2實施了與水 銀柱式血壓計的測定值匹配的補正后的值決定為最高血壓值SBP。在決定最高血壓值SBP 時，期望采用基于反映在下游側(cè)膨脹袋26的正下方血流再次開始的第2振幅比R32或者第 3振幅比R31的變化的判定，但是，也可以采用基于反映在中間膨脹袋24的正下方血流再 次開始的第1振幅比R21的變化的判定。該情況下，通過用預(yù)先設(shè)定的補正值對被判定為 第1振幅比R21超過預(yù)先設(shè)定的第1振幅比變化判定值RR1時的中間膨脹袋24的壓迫壓 力值PC2進行補正，能夠決定最高血壓值SBP。
[0065] 在此，為了判定第1振幅比R21、第2振幅比R32、第3振幅比R31的血流再次開始 時的上升，預(yù)先實驗性地確定第1振幅比變化判定值RR1、第2振幅比變化判定值RR2、第3 振幅比變化判定值RR3。在此，上游側(cè)膨脹袋22、中間膨脹袋24及下游側(cè)膨脹袋26之間存 在串?dāng)_，在血流開始前的階段，如圖12所示，以0. 3左右的一定的傳輸率，上游側(cè)膨脹袋22 的第1脈搏波信號SM1向中間膨脹袋24傳輸，產(chǎn)生第2脈搏波信號SM2,進而，以0. 3左右 的一定的傳輸率，該中間膨脹袋24的第2脈搏波信號SM2向下游側(cè)膨脹袋26傳輸，產(chǎn)生第 3脈搏波信號SM3。因而，來自中間的膨脹袋24的脈搏波信號SM2的振幅A2相對于來自上 游側(cè)膨脹袋22的脈搏波信號SM1的振幅A1的比（A2/A1)即第1振幅比R21、來自下游側(cè)的 膨脹袋26的脈搏波信號SM3的振幅A3相對于來自中間的膨脹袋24的脈搏波信號SM2的 振幅A2的比（A3/A2)即第2振幅比R32及來自下游側(cè)的膨脹袋26的脈搏波信號SM3的振 幅A3相對于來自上游側(cè)的膨脹袋22的脈搏波信號SM1的振幅A1的比（A3/A1)即第3振 幅比R31，在圖13所示的1次心搏內(nèi)成為近似一定。
[0066] 但是，在血流開始時，如圖14所示，第2脈搏波信號SM2及第3脈搏波信號SM3 除了上述串?dāng)_，還受到血流開始時的血管容積變化的影響，成為比血流開始前大的脈搏波， 并且其峰值延遲發(fā)生。因而，如圖15所示，第1振幅比R21及第2振幅比R32、第3振幅比 R31 (雖然未圖示，但與第1振幅比R21及第2振幅比R32同樣）在1次心搏內(nèi)的第1脈搏 波信號SM1的拐點bl以后急劇上升。為了判定該上升，所述第1振幅比變化判定值RR1、第 2振幅比變化判定值RR2、第3振幅比變化判定值RR3被設(shè)定成比血流開始前、上述拐點bl 前的第1振幅比R21及第2振幅比R32、和/或第3振幅比R31的變動大，且比上述血流開 始時的第1振幅比R21及第2振幅比R32、和/或第3振幅比R31的上升幅度小的值。
[0067] 此外，優(yōu)選的是，在上述第1振幅比R21及第2振幅比R32、和/或第3振幅比R31 的算出之前，在進行使第2脈搏波信號SM2及第3脈搏波信號SM3的開始（左端）點的值與 第1脈搏波信號SM1的開始（左端）點的值一致的前處理時，如圖16的左側(cè)到右側(cè)所示， 能夠?qū)⒏髅}搏波信號的初始值設(shè)為共同的零值，振幅A1、A2、A3的計算變得容易，因此，第1 振幅比R21及第2振幅比R32、和/或第3振幅比R31的算出容易進行。
[0068] 另外，血壓值決定單元86具備最低血壓值決定單元90,其基于來自多個膨脹袋 22、24及26中的至少2個的脈搏波信號間的相位差和由壓迫帶12引起的壓迫下的動脈16 中的脈搏波傳播速度PWV[m/sec]，決定所述身體的最低血壓值DBP。具體地說，最低血壓值 決定單元90在使升壓的膨脹袋22、24及26的壓迫壓力值PC在通過這些膨脹袋22、24及 26對上臂部10分別以相同的壓力壓迫的狀態(tài)下分別慢速降壓的過程中，分別逐次算出例 如圖17所示的時間軸和壓迫壓力值軸的二維坐標(biāo)內(nèi)所示的來自下游側(cè)膨脹袋26的脈搏波 信號SM3的上升點a3和來自中間膨脹袋24的脈搏波信號SM2的上升點a2的第1時間差 t32、上述二維坐標(biāo)內(nèi)所示的來自中間膨脹袋24的脈搏波信號SM2的上升點a2和來自上游 側(cè)膨脹袋22的脈搏波信號SM1的上升點al的第2時間差t21以及來自下游側(cè)膨脹袋26 的脈搏波信號SM3的上升點a3和來自上游側(cè)膨脹袋22的脈搏波信號SM1的上升點al的 第3時間差t31。第1時間差t32、第2時間差t21及第3時間差t31與上述相位差相當(dāng)。 [0069] 在本實施例中，上述上升點al是脈搏波信號SM1的上升部分的拐點bl的切線Ltl 和穿過脈搏波信號SM1的上升始點cl的與時間軸平行的橫線Lwl的交點。另外，上述上升 點a2是脈搏波信號SM2的上升部分的拐點b2的切線Lt2和穿過脈搏波信號SM2的上升始 點c2的與時間軸平行的橫線Lw2的交點。另外，上述上升點a3是脈搏波信號SM3的上升部 分的拐點b3的切線Lt3和穿過脈搏波信號SM3的上升始點c3的與時間軸平行的橫線Lw3 的交點。
[0070] 另外，最低血壓值決定單元90在使升壓的膨脹袋22、24及26的壓迫壓力值PC在 通過這些膨脹袋22、24及26對上臂部10分別以相同的壓力壓迫的狀態(tài)下分別慢速降壓的 過程中，逐次算出由壓迫帶12引起的壓迫下的動脈16中的脈搏波傳播速度PWV，逐次算出 脈搏波傳播速度PWV相對于中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2的變化率R PW。脈搏波傳播速 度PWV通過將中間膨脹袋24和下游側(cè)膨脹袋26之間的寬度方向的距離L32(參照圖4)、 上游側(cè)膨脹袋22和中間膨脹袋24之間的寬度方向的距離L21 (參照圖4)或上游側(cè)膨脹袋 22和下游側(cè)膨脹袋26之間的寬度方向的距離（L21+L32)除以例如上述算出的第1時間差 t32或第2時間差t21而算出。另外，脈搏波傳播速度PWV的變化率RPW例如用圖18所示 的表示壓迫壓力值軸和脈搏波傳播速度軸的二維坐標(biāo)內(nèi)所示的脈搏波傳播速度PWV和壓 迫壓力值PC2的關(guān)系的曲線的切線的斜率表示。
[0071] 而且，最低血壓值決定單元90在使升壓的膨脹袋22、24及26的壓迫壓力值PC在 通過這些膨脹袋22、24及26對上臂部10分別以相同的壓力壓迫的狀態(tài)下分別慢速降壓的 過程中，例如，將第1時間差t32通過預(yù)先設(shè)定的時間差判定值tc即比時間差判定值tc小、 第2時間差t21通過上述時間差判定值tc即比時間差判定值tc小、或者第3時間差t31 比時間差判定值tcX2小、而且，脈搏波傳播速度PWV的變化率R PW在如圖18所示伴隨壓 迫壓力值PC2從下限值例如零增加而變化率RPW連續(xù)地增加的區(qū)域b內(nèi)，通過預(yù)先設(shè)定的 變化率判定值Rc即比變化率判定值Rc小時的壓迫壓力值PC2,決定為所述身體的最低血壓 值 DBP。
[0072] 圖18是表示由壓迫帶12產(chǎn)生的壓迫下的動脈16中的脈搏波傳播速度PWV[m/ sec]的對數(shù)值logPWV和壓迫壓力值PC2[mmHg]的關(guān)系的圖。如圖18所示，脈搏波傳播速 度PWV的對數(shù)值logPWV伴隨著壓迫壓力值PC2從零增加而，從零連續(xù)地緩慢減少到最低血 壓值DBP附近為止，在超過最低血壓值DBP的附近連續(xù)地急劇減少之后，向最高血壓值SBP 連續(xù)地緩慢減少。即壓迫壓力值PC2越大則脈搏波傳播速度PWV越慢。另外，在圖中用箭 頭b表示的區(qū)域中，伴隨壓迫壓力值PC2從零增加，脈搏波傳播速度PWV的對數(shù)值logPWV 的變化率RPW(曲線的斜率）連續(xù)地增加。壓迫壓力值PC2與最低血壓值DBP -致時的脈 搏波傳播速度PWV1因被測定者而異，但是，壓迫壓力值PC2與最低血壓值DBP -致時的脈 搏波傳播速度PWV的變化率RPW即變化率判定值Rc與被測定者無關(guān)而為同樣的值。變化 率判定值Rc根據(jù)預(yù)先實驗性求出的如圖18所示的關(guān)系而決定。
[0073] 圖19是表示來自下游側(cè)膨脹袋26及中間膨脹袋24的脈搏波信號間的時間差即 第1時間差t32和壓迫壓力值PC2的關(guān)系的圖。如圖19所示，與下游側(cè)膨脹袋26和中間 膨脹袋24之間的脈搏波傳播時間相當(dāng)?shù)牡?時間差t32在壓迫壓力值PC2成為最低血壓 值DBP時成為時間差判定值tc。時間差判定值tc根據(jù)預(yù)先實驗性求出的如圖19所示的關(guān) 系而決定。
[0074] 圖20、圖21及圖22是說明上述電子控制裝置70的控制工作的主要部分的流程圖 及時序圖。當(dāng)未圖示的電源開關(guān)接通后，成為圖22的時間t0所示的初始狀態(tài)。在該狀態(tài) 下，第1開閉閥E1、第2開閉閥E2、第3開閉閥E3及急速排氣閥52為常開閥，因此設(shè)為開 狀態(tài)（非工作狀態(tài)），排氣控制閥54為常閉閥，因此設(shè)為閉狀態(tài)（非工作狀態(tài)），另外，將空 氣泵50設(shè)為非工作狀態(tài)。
[0075] 接著，當(dāng)操作未圖示的啟動操作裝置而自動血壓測定裝置14的測定工作開始 時，首先，在與所述袖帶壓控制單元82對應(yīng)的圖20的步驟（以下，省略"步驟")S1中，使壓 迫帶12的壓迫壓力值升壓。具體地說，如圖22所示，將急速排氣閥52設(shè)為閉狀態(tài)，并且將 空氣泵50設(shè)為工作狀態(tài)，通過從該空氣泵50壓送的壓縮空氣，主配管56內(nèi)及與其連通的 膨脹袋22、24及26內(nèi)的壓力急速提高。然后，壓迫帶12開始對上臂10的壓迫。
[0076] 接著上述S1之后，在與所述袖帶壓控制單元82對應(yīng)的S2中，基于表示中間膨脹 袋24的壓迫壓力值PC2的袖帶壓信號PK2,判定該壓迫壓力值PC2是否為預(yù)先設(shè)定的升壓 目標(biāo)壓力值PCM(例如180mmHg)以上。在圖22的時間tl之前的時刻，所述S2的判定為否 定，反復(fù)執(zhí)行圖20的S1以下的步驟。但是，在圖22的時間tl時刻，上述S2的判定為肯定。
[0077] 如上所述，當(dāng)S2的判定為肯定時，在與所述袖帶壓控制單元82對應(yīng)的S3中，空氣 泵50的工作停止。然后，排氣控制閥54工作，開始慢速排氣，以使得升壓后的膨脹袋22、24 及26的壓迫壓力值PCI、PC2及PC3以例如預(yù)先設(shè)定為3?5mmHg/sec的慢速降壓速度分 別同時降壓。此時，控制排氣控制閥54,以使得膨脹袋22、24及26的壓迫壓力值PC的降壓 量成為例如1?lOmmHg的范圍內(nèi)的預(yù)定量，使第1開閉閥E1、第2開閉閥E2及第3開閉閥 E3工作，以使得按每個該預(yù)定量的慢速降壓，所述壓迫壓力值PC分別保持預(yù)定時間。在保 持所述壓迫壓力值PC時，將第1開閉閥E1、第2開閉閥E2及第3開閉閥E3分別設(shè)為閉狀 態(tài)。圖22的時間t2是上述慢速排氣的開始時刻，時間t2?t3之間是上述壓迫壓力值PC 分別保持預(yù)定時間的時間。
[0078] 接著S3之后，在與所述振幅值決定單元84對應(yīng)的S4中，在壓迫壓力值PCI、PC2 及PC3分別保持預(yù)定時間的期間，通過對來自第1壓力傳感器T1、第2壓力傳感器T2及第 3壓力傳感器T3的輸出信號分別進行辨別數(shù)Hz至數(shù)十Hz的波長帶的信號的低通濾波處理 或帶通濾波處理，由此抽取且存儲表示來自膨脹袋22、24及26的脈搏波的第1脈搏波信號 SM1、第2脈搏波信號SM2及第3脈搏波信號SM3,并且通過對來自第2壓力傳感器T2的輸 出信號進行低通濾波處理，由此抽取表示除去了 AC成分得到的中間膨脹袋24的壓迫壓力 值PC2的袖帶壓信號PK2。然后，將它們相互關(guān)聯(lián)地進行存儲。例如圖6?圖11是例示上 述抽取并存儲的第1脈搏波信號SM1、第2脈搏波信號SM2及第3脈搏波信號SM3的圖。
[0079] 另外，在所述S4中，將上述第1脈搏波信號SM1、第2脈搏波信號SM2及第3脈搏 波信號SM3和與它們對應(yīng)的袖帶壓信號PK2共同存儲。
[0080] 在上述S4之后，在與上述袖帶壓控制單元82對應(yīng)的S5中，在所述壓迫壓力值PC 分別保持預(yù)定時間的期間，基于表示中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2的袖帶壓信號PK2， 判定上述壓迫壓力值PC2是否為預(yù)先設(shè)定的測定結(jié)束壓力值PCE (例如30mmHg)以下。在 圖22的時間til之前的時刻，上述S5的判定為否定，反復(fù)執(zhí)行圖20的S3以下的步驟。但 是，在圖22的時間til時刻，所述S5的判定為肯定。
[0081] 如上所述，當(dāng)S5的判定為肯定時，在與所述袖帶壓控制單元82對應(yīng)的S6中，使急 速排氣閥52工作，以使得上游側(cè)膨脹袋22、中間膨脹袋24及下游側(cè)膨脹袋26內(nèi)的壓力分 別排壓到大氣壓為止。圖22的時間til以后表示該狀態(tài)。
[0082] 接著所述S6之后，在與所述最高血壓值決定單元88對應(yīng)的S7中，用于最高血壓 值決定的脈搏波數(shù)據(jù)被限定于例如lOOmmHg左右以上的預(yù)先設(shè)定的下限值以上的脈搏波 數(shù)據(jù)，并且，被限定于1次心搏內(nèi)第1脈搏波信號SM1的拐點bl以后的脈搏波數(shù)據(jù)即表示 實際的數(shù)據(jù)的圖23至圖26中拐點bl的右側(cè)所示的數(shù)據(jù)。圖23表示壓迫帶12的壓迫壓 力達到最高血壓值SBP之前的第1脈搏波信號SM1及第2脈搏波信號SM2和根據(jù)它們算出 的第1振幅比R21 ( = A2/A1)，圖24表示由壓迫帶12產(chǎn)生的壓迫壓力達到最高血壓值SBP 之前的第2脈搏波信號SM2及第3脈搏波信號SM3和根據(jù)它們算出的第2振幅比R32 (= A3/A2)，圖25表示由壓迫帶12產(chǎn)生的壓迫壓力達到最高血壓值SBP時的第1脈搏波信號 SM1及第2脈搏波信號SM2和根據(jù)它們算出的第1振幅比R21 ( = A2/A1)，圖26表示由壓 迫帶12產(chǎn)生的壓迫壓力達到最高血壓值SBP時的第2脈搏波信號SM2及第3脈搏波信號 SM3和根據(jù)它們算出的第2振幅比R32 ( = A3/A2)。
[0083] 接著，在與所述最高血壓值決定單元88對應(yīng)的S8中，根據(jù)按每個壓迫壓力讀入的 第1脈搏波信號SM1、第2脈搏波信號SM2及第3脈搏波信號SM3,算出它們的振幅值A(chǔ)l、 A2、A3。另外，在與所述最高血壓值決定單元88對應(yīng)的S9中，根據(jù)這些振幅值A(chǔ)1、A2、A3， 算出第1振幅比R21( = A2/A1)、第2振幅比R32( = A3/A2)。接著，在與所述最高血壓值 決定單元88對應(yīng)的S10中，判定第1振幅比R21的例如拐點bl以后的上升幅度是否超過 例如設(shè)定成〇. 2左右的第1振幅比變化判定值RR1、且第2振幅比R32的例如拐點bl以后 的上升幅度是否超過例如設(shè)定成0. 2左右的第2振幅比變化判定值RR2。起初，由于在直到 由壓迫帶12產(chǎn)生的壓迫壓力達到最高血壓值SBP為止之前，因此如圖23及圖24所示，由 于第1振幅比R21的拐點bl以后的上升幅度為0. 05左右，第2振幅比R32的拐點bl以后 的上升幅度為0. 05左右，所以上述S10的判斷為否定。
[0084] 這樣，在S10的判定為否定時，對與下一個壓迫壓力對應(yīng)的第1脈搏波信號SM1、 第2脈搏波信號SM2及第3脈搏波信號SM3,反復(fù)執(zhí)行S8以下的步驟。在反復(fù)執(zhí)行該S8至 S10時，當(dāng)由壓迫帶12產(chǎn)生的壓迫壓力達到最高血壓值SBP時，如圖25及圖26所示，第1 振幅比R21的拐點bl以后的上升幅度急劇增加到0. 55左右，第2振幅比R32的拐點bl以 后的上升幅度急劇增加到0. 45左右，因此上述S10的判斷為肯定。這樣，在S10的判定為 肯定時，在S11中，將選取了此時采用的第1脈搏波信號SM1、第2脈搏波信號SM2及第3脈 搏波信號SM3的壓迫壓力決定為最高血壓值SBP。
[0085] 接著上述S11之后，在與所述最低血壓值決定單元90對應(yīng)的圖21的S12中，用于 決定最低血壓值的脈搏波數(shù)據(jù)的壓迫壓力范圍被限定于例如lOOmmHg左右的上限值以下。
[0086] 接著上述S12之后，在與所述最低血壓值決定單元90對應(yīng)的S13中，基于與具有 由S12限定的壓迫壓力范圍內(nèi)最大的壓迫壓力值PC2的測定點對應(yīng)的來自上游側(cè)膨脹袋 22的第1脈搏波信號SM1，決定該第1脈搏波信號SM1的上升點al的時間tal。該時間tal 是血壓測定開始以后的時間。另外，在S13為第2次以后時，基于與具有緊接著上次的S15 的壓迫壓力值PC2之后較小的壓迫壓力值PC2的測定點對應(yīng)的來自上游側(cè)膨脹袋22的第 1脈搏波信號SM1，決定該第1脈搏波信號SM1的上升點al的時間tal。
[0087] 另外，S13中，在其最初執(zhí)行時，基于具有由上述S12限定的壓迫壓力范圍內(nèi)最大 的壓迫壓力值PC2的測定點中來自中間膨脹袋24的第2脈搏波信號SM2,決定該第2脈搏 波信號SM2的上升點a2的時間ta2。該時間ta2是血壓測定開始以后的時間。另外，在S13 為第2次以后時，基于與具有緊接著上次的S13的壓迫壓力值PC2之后較小的壓迫壓力值 PC2的測定點對應(yīng)的來自中間膨脹袋24的第2脈搏波信號SM2,決定該第2脈搏波信號SM2 的上升點a2的時間ta2。
[0088] 進而，在S13中，在其最初執(zhí)行時，基于具有由S12限定的壓迫壓力范圍內(nèi)最大的 壓迫壓力值PC2的測定點中來自下游膨脹袋26的第3脈搏波信號SM3,決定該第3脈搏波 信號SM3的上升點a3的時間ta3。該時間ta3是血壓測定開始以后的時間。另外，在該S13 為第2次以后時，基于與具有緊接著上次的S13的壓迫壓力值PC2之后較小的壓迫壓力值 PC2的測定點對應(yīng)的來自下游側(cè)膨脹袋26的第3脈搏波信號SM3,決定該第3脈搏波信號 SM3的上升點a3的時間ta3。
[0089] 在與所述最低血壓值決定單元90對應(yīng)的S14中，基于由之前的S13剛剛決定的時 間tal?ta3,根據(jù)時間ta2和時間tal之差算出第2時間差t21 ( = ta2_tal)，另外，根據(jù) 時間ta3和時間ta2之差算出第1時間差t32 ( = ta3_ta2)。另外，中間膨脹袋24和下游 側(cè)膨脹袋26的寬度方向的距離除以上述算出的第1時間差t32,算出脈搏波傳播速度PWV， 接著，根據(jù)如圖18所示的壓迫壓力值軸和脈搏波傳播速度軸的二維坐標(biāo)內(nèi)所示的表示脈 搏波傳播速度PWV和壓迫壓力值PC2的關(guān)系的曲線的切線的斜率，算出脈搏波傳播速度PWV 相對于中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2的變化率RPW。
[0090] 接著，在與所述最低血壓值決定單元90對應(yīng)的S15中，判定第1時間差t32是否 比預(yù)先設(shè)定的時間差判定值tc小、第2時間差t21是否比上述時間差判定值tc小、且脈搏 波傳播速度PWV的變化率R PW在如圖18箭頭b所示伴隨壓迫壓力值PC2從下限值例如零 增加而變化率RPW連續(xù)地增加的區(qū)域中是否比預(yù)先設(shè)定的變化率判定值Rc小。
[0091] 在上述S15的判定為否定時，反復(fù)執(zhí)行S13以下的步驟。然后，在上述S15的判定 為肯定時，在與所述最低血壓值決定單元90對應(yīng)的S16中，基于與由之前的S13采用的第2 脈搏波信號SM2對應(yīng)的中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2和與在上述之前的S13的前一個 執(zhí)行的S13采用的脈搏波信號SM2'對應(yīng)的中間膨脹袋24的壓迫壓力值PC2'，通過直線插 補，決定身體的最低血壓值DBP。
[0092] 然后，在S17中，在顯示裝置78顯示身體的最高血壓值SBP及最低血壓值DBP，結(jié) 束本例程。
[0093] 如上所述，根據(jù)本實施例的自動血壓測定裝置14,壓迫帶12具備多個膨脹袋例如 上游側(cè)膨脹袋22、中間膨脹袋24及下游側(cè)膨脹袋26,所述多個膨脹袋具有在寬度方向上排 列而分別壓迫身體的被壓迫部位即上臂10的獨立氣室，當(dāng)中間膨脹袋24的振幅值A(chǔ)2相對 于來自上游側(cè)膨脹袋22的第1脈搏波信號SM1的振幅值A(chǔ)1的比即第1振幅比R21 ( = A2/ A1)超過第1振幅比變化判定值RR1、且來自下游側(cè)膨脹袋26的第3脈搏波信號SM3的振 幅值A(chǔ)3相對于來自中間膨脹袋24的第2脈搏波信號SM2的振幅值A(chǔ)2的比即第2振幅比 R32 ( = A3/A2)超過第2振幅比變化判定值RR2時，基于獲得了此時采用的第1脈搏波信號 SM1、第2脈搏波信號SM2、第3脈搏波信號SM3時的壓迫壓力，決定最高血壓值SBP。因而， 通過從相互間壓力變動為獨立狀態(tài)的多個膨脹袋22、24及26向上臂10的動脈16以均等 壓力分布施加壓迫壓力，獲得準(zhǔn)確的脈搏波信號SM，因此，基于這些脈搏波信號SM間的第1 振幅比R21、第2振幅比R32,能犾得精度1?的最1?血壓值SBP。另外，上述第1振幅比R21、 第2振幅比R32具有當(dāng)由壓迫帶12產(chǎn)生的壓迫壓力達到身體的最高血壓值SBP附近時急 劇增加的性質(zhì)，因此，通過用上述振幅比變化判定值RR1、RR2判定該急劇增加，由此能獲得 精度高的最高血壓值SBP。
[0094] 另外，根據(jù)本實施例的自動血壓測定裝置14,壓迫帶12具備：在被壓迫部位的長 度方向隔開預(yù)定間隔的由可撓性片材構(gòu)成的一對上游側(cè)膨脹袋22及所述下游側(cè)膨脹袋 26 ;以在被壓迫部位的長度方向排列的方式配置于上述上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋 26之間，具有與這些上游側(cè)膨脹袋22及下游側(cè)膨脹袋26獨立氣室的中間膨脹袋24,因此， 通過從在被壓迫部位的長度方向上排列的相互間壓力變動為獨立狀態(tài)的上游側(cè)膨脹袋22、 中間膨脹袋24及下游側(cè)膨脹袋26向身體的被壓迫部位內(nèi)的動脈16以均等壓力分布施加 壓迫壓力，能獲得準(zhǔn)確的脈搏波，因此，基于這些脈搏波間的振幅比第1振幅比R21、第2振 幅比R32,能獲得精度高的最高血壓值SBP。
[0095] 另外，根據(jù)本實施例的自動血壓測定裝置14,在以由上游側(cè)膨脹袋22、中間膨脹 袋24及下游側(cè)膨脹袋26以相同壓力壓迫被壓迫部位的狀態(tài)使升壓后的壓迫帶12的壓迫 壓力值下降壓的過程中，將來自中間膨脹袋24的第2脈搏波SM2的振幅值A(chǔ)2除以來自上 游側(cè)膨脹袋22的第1脈搏波SM1的振幅值A(chǔ)1得到的值即第1振幅比R21超過預(yù)先設(shè)定的 第1振幅比變化判定值RR1，和/或，來自下游側(cè)膨脹袋26的第3脈搏波SM3的振幅值A(chǔ)3 除以來自中間膨脹袋24的第2脈搏波SM2的振幅值A(chǔ)2得到的值即第2振幅比R32超過預(yù) 先設(shè)定的第2振幅比變化判定值RR2時的中間膨脹袋24的壓迫壓力值，決定為身體的最高 血壓值SBP。因此，對被壓迫部位內(nèi)的動脈16的血流在上游側(cè)膨脹袋22下通過而不在中間 膨脹袋下24和/或下游側(cè)膨脹袋下26通過的狀態(tài)、和被壓迫部位內(nèi)的動脈16的血流共同 在中間膨脹袋24下及下游側(cè)膨脹袋26下通過的狀態(tài)進行區(qū)別，將成為被壓迫部位內(nèi)的動 脈16的血流共同在上側(cè)膨脹袋22下和中間膨脹袋24下和/或下游側(cè)膨脹袋26下通過的 狀態(tài)時的壓迫帶12的壓迫壓力值決定為身體的最高血壓值SBP，因此能獲得精度高的最高 血壓值SBP。
[0096] 另外，根據(jù)本實施例的自動血壓測定裝置14,在以由上游側(cè)膨脹袋22、中間膨脹 袋24及下游側(cè)膨脹袋26以相同壓力壓迫被壓迫部位的狀態(tài)使升壓后的壓迫帶12的壓迫 壓力值降壓的過程中，將來自下游側(cè)膨脹袋26的第3脈搏波SM3的振幅值A(chǔ)3除以來自上游 側(cè)膨脹袋22的第1脈搏波SM1的振幅值A(chǔ)1得到的值即第3振幅比R31超過預(yù)先設(shè)定的第 3振幅比變化判定值RR3時的中間膨脹袋24的壓迫壓力值決定為身體的最高血壓值SBP。 因此，對被壓迫部位內(nèi)的動脈16的血流在上游側(cè)膨脹袋22下通過而不在下游側(cè)膨脹袋下 26通過的狀態(tài)、和被壓迫部位內(nèi)的動脈16的血流共同在上游側(cè)膨脹袋22下及下游側(cè)膨脹 袋26下通過的狀態(tài)進行區(qū)別，將成為被壓迫部位內(nèi)的動脈16的血流共同在上游側(cè)膨脹袋 22下及下游側(cè)膨脹袋26下通過的狀態(tài)時寬度方向上均等壓力分布的中間膨脹袋24的壓迫 壓力值決定為身體的最高血壓值，因此能獲得精度高的最高血壓值SBP。
[0097] 另外，根據(jù)本實施例的自動血壓測定裝置14,具備檢測多個膨脹袋22、24及26內(nèi) 的壓力的壓力傳感器T1、T2及T3,在使卷繞于上臂10的壓迫帶12的膨脹袋22、24及26的 壓迫壓力值PC升壓到足夠使該上臂10內(nèi)的動脈16止血的值之后，在使各壓迫壓力值PC 分別同時降壓的過程中，按每個例如1?l〇_Hg的范圍內(nèi)的預(yù)定量的慢速降壓使所述各壓 迫壓力值PC保持預(yù)定時間，在該預(yù)定時間內(nèi)，檢測表示第1膨脹袋22、第2膨脹袋24及第 3膨脹袋26內(nèi)的壓力振動即脈搏波的第1脈搏波信號SM1、第2脈搏波信號SM2及第3脈 搏波信號SM3,因此，在各壓迫壓力值PC -定時檢測各個第1脈搏波信號SM1、第2脈搏波 信號SM2及SM3,從而能夠獲得準(zhǔn)確脈搏波信號SMI、SM2及SM3。另外，在上述預(yù)定時間內(nèi) 檢測多個脈搏波，基于這些多個脈搏波的平均值來決定最高血壓值時，能獲得精度更高的 最高血壓值。
[0098] 另外，根據(jù)本實施例的自動血壓測定裝置14,來自上游側(cè)膨脹袋22的脈搏波的振 幅值A(chǔ)1、來自中間膨脹袋24的脈搏波的振幅值A(chǔ)2及來自下游側(cè)膨脹袋26的脈搏波的振 幅值A(chǔ)3在身體的一次脈搏內(nèi)以比該脈搏周期短的采樣周期逐次獲得，根據(jù)以比脈搏周期 短的采樣周期逐次獲得的來自上游側(cè)膨脹袋22的脈搏波的振幅值A(chǔ)1、來自中間膨脹袋24 的脈搏波的振幅值A(chǔ)2及來自下游側(cè)膨脹袋26的脈搏波的振幅值A(chǔ)3逐次算出振幅比R21、 R32、R31，因此，通過基于一次脈搏內(nèi)逐次求出的振幅比1?21、1?32、1?31，用振幅比變化判定值 RR1、RR2、RR3判定該急劇增加，能獲得精度高的最高血壓值。
[0099] 以上，參照附圖詳細說明了本發(fā)明的一個實施例，但是本發(fā)明并不限定于該實施 例，也能夠以其他方式實施。
[0100] 例如，升壓目標(biāo)壓力值PCM及測定結(jié)束壓力值PCE可以不必預(yù)先設(shè)定。例如，也可 以在自動血壓測定裝置14的電源開關(guān)接通后，基于操作員輸入的上次測定的最高血壓值 SBP及最低血壓值DBP，將升壓目標(biāo)壓力值PCM設(shè)定為上述輸入的最高血壓值SBP加上預(yù)定 值（例如30mmHg)得到的值，將測定結(jié)束壓力值PCE設(shè)定為上述輸入的最低血壓值DBP減 去預(yù)定值（例如30mmHg)得到的值?；颍部梢栽谛鋷嚎刂茊卧?2的急速升壓時（圖18 的時間tl?t2期間），例如抽取來自中間膨脹袋24的脈搏波信號SM2制成包絡(luò)線，基于該 包絡(luò)線，按照熟知的示波算法，預(yù)測身體的最高血壓值SBP及最低血壓值DBP，將升壓目標(biāo) 壓力值PCM設(shè)定成在該預(yù)測到的最高血壓值SBP加上預(yù)定值（例如20mmHg)得到的值，將 測定結(jié)束壓力值PCE設(shè)定成上述預(yù)測到的最低血壓值DBP減去預(yù)定值（例如20mmHg)得到 的值。
[0101] 另外，在袖帶壓控制單元82的慢速降壓過程中，也可以在膨脹袋22、24及26的壓 迫壓力值PC保持預(yù)定時間的期間，通過振幅值決定單元84,選取多次心搏的來自所述膨脹 袋22、24及26的脈搏波信號SMI、SM2及SM3,基于這些多次心搏的脈搏波信號SM的平均 值，決定最高血壓值SBP及最低血壓值DBP。在該情況下，可以獲得精度更高的血壓值。
[0102] 另外，在血壓測定時，在升壓到升壓目標(biāo)壓力值PCM之后，不必使壓迫壓力值PC以 預(yù)先設(shè)定的慢速降壓速度逐步地降壓。即，也可以使壓迫壓力值PC連續(xù)地降壓。另外，也 可以僅僅在血壓值測定附近設(shè)為慢速降壓，在其他區(qū)間設(shè)為急速降壓，從而縮短測定時間。
[0103] 另外，在前述的實施例中，在使壓迫帶12的壓迫壓力降壓的過程中實施決定血壓 值的降壓測定，但是不限于此，也可以在使壓迫帶12的壓迫壓力升壓的過程中，實施決定 血壓值的升壓測定。在這樣的升壓測定中，也可以采用前述的最高血壓值決定算法及最低 血壓值決定算法，能夠獲得同樣的效果。
[0104] 另外，壓迫帶12具備的膨脹袋不限于3個，也可以為4個以上。
[0105] 另外，在前述的實施例中，根據(jù)相互同步的脈搏波信號SMI、SM2及SM3的振幅值 A1、A2及A3,在1脈搏波內(nèi)以比脈搏周期足夠短的采樣周期例如數(shù)毫秒至數(shù)十毫秒的周期， 逐次決定這些振幅值A(chǔ)l、A2、A3,根據(jù)這些振幅值A(chǔ)l、A2、A3,算出第1振幅比R21( = A2/ A1)、第2振幅比R32( = A3/A2)、第3振幅比R31( = A3/A1)，基于第1振幅比R21超過預(yù) 先設(shè)定的第1振幅比變化判定值RR1和/或上述第2振幅比R32超過預(yù)先設(shè)定的第2振幅 比變化判定值RR2或者第3振幅比R31超過預(yù)先設(shè)定的第3振幅比變化判定值RR3,決定最 高血壓值SBP。但是，在決定該最高血壓時，為了增大第1振幅比R21 ( = A2/A1)、第2振幅 比R32 ( = A3/A2)或者第3振幅比R31 ( = A3/A1)的變化，使判定容易，也可以將脈搏波信 號SM1后例如1次心搏后發(fā)生的脈搏波信號SM2或者SM3的振幅值A(chǔ)2或者A3用于求出振 幅比。
[0106] 另外，上述內(nèi)容只不過是一個實施例，沒有進行其他一一例示，但是本發(fā)明能夠在 不脫離其主旨的范圍，基于本領(lǐng)域技術(shù)人員的知識，以施加了各種變更、改良的方式實施。
[0107] 標(biāo)號說明
[0108] 10 :上臂（被壓迫部位）
[0109] 12 :壓迫帶
[0110] 14 :自動血壓測定裝置
[0111] 16 :動脈
[0112] 22:上游側(cè)膨脹袋
[0113] 24 :中間膨脹袋（上游側(cè)膨脹袋或下游側(cè)膨脹袋）
[0114] 26:下游側(cè)膨脹袋
[0115] A1、A2、A3:振幅值
[0116] PC1、PC2、PC3 :壓迫壓力值
[0117] RR1 :第1振幅比變化判定值
[0118] RR2 :第2振幅比變化判定值
[0119] SBP :最高血壓值（血壓值）
[0120] SMI、SM2、SM3 :脈搏波信號（脈搏波）
[0121] T1:第1壓力傳感器
[0122] T2:第2壓力傳感器
[0123] T3:第3壓力傳感器
[0124] R21 :第1振幅比（振幅比）
[0125] R32 :第2振幅比（振幅比）。
【權(quán)利要求】
1. 一種自動血壓測定裝置，其特征在于， 具備在身體的被壓迫部位卷繞的壓迫帶，在使該壓迫帶的壓迫壓力值變化的過程中， 逐次抽取該壓迫帶內(nèi)的壓力振動即脈搏波，基于該脈搏波的變化，決定所述身體的血壓值， 所述壓迫帶具有多個膨脹袋，所述多個膨脹帶具有在寬度方向上排列的分別壓迫所述 身體的被壓迫部位的獨立的氣室， 逐次算出來自位于比上游側(cè)膨脹袋更靠下游側(cè)的預(yù)定的膨脹袋的脈搏波的振幅值相 對于來自該上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值的振幅比，基于該振幅比超過預(yù)先設(shè)定的振幅 比變化判定值，決定所述身體的最高血壓值，所述上游側(cè)膨脹袋是該多個膨脹袋中的位于 所述被壓迫部位內(nèi)的動脈的上游側(cè)的膨脹袋。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的自動血壓測定裝置，其特征在于， 所述壓迫帶具有：在所述被壓迫部位的長度方向上隔開預(yù)定間隔的由可撓性片材構(gòu)成 的一對上游側(cè)膨脹袋及所述下游側(cè)膨脹袋；和以在所述被壓迫部位的長度方向上排列的方 式配置在所述上游側(cè)膨脹袋和下游側(cè)膨脹袋之間，具有與該上游側(cè)膨脹袋及下游側(cè)膨脹袋 獨立的氣室的中間膨脹袋。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的自動血壓測定裝置，其特征在于， 在以由所述上游側(cè)膨脹袋、所述中間膨脹袋及所述下游側(cè)膨脹袋以相同的壓力壓迫所 述被壓迫部位的狀態(tài)使升壓后的所述壓迫帶的壓迫壓力值降壓的過程中，基于來自所述中 間膨脹袋的脈搏波的振幅值除以來自所述上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值得到的值即第1 振幅比超過預(yù)先設(shè)定的第1振幅比變化判定值、且來自所述下游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅 值除以來自所述中間膨脹袋的脈搏波的振幅值得到的值即第2振幅比超過預(yù)先設(shè)定的第2 振幅比變化判定值時的所述中間膨脹袋的壓迫壓力值，決定所述身體的最高血壓值。
4. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的自動血壓測定裝置，其特征在于， 在以由所述上游側(cè)膨脹袋、所述中間膨脹袋及所述下游側(cè)膨脹袋以相同的壓力壓迫所 述被壓迫部位的狀態(tài)使升壓后的所述壓迫帶的壓迫壓力值降壓的過程中，基于來自所述下 游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值除以來自所述上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值得到的值即 第3振幅比超過預(yù)先設(shè)定的第3振幅比變化判定值時的所述中間膨脹袋的壓迫壓力值，決 定身體的最高血壓值。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1至4中任一項所述的自動血壓測定裝置，其特征在于， 具備檢測所述多個膨脹袋內(nèi)的壓力的壓力傳感器， 在使卷繞于所述被壓迫部位的所述壓迫帶的多個膨脹袋的壓迫壓力值升壓到足夠使 該被壓迫部位內(nèi)的動脈止血的值之后，使該壓迫帶的壓迫壓力值降壓的過程中，按每個預(yù) 定量的慢速降壓，使該壓迫帶的壓迫壓力值保持預(yù)定時間，在該預(yù)定時間內(nèi)檢測該壓迫帶 內(nèi)的壓力振動即脈搏波。
6. 根據(jù)權(quán)利要求1至5中任一項所述的自動血壓測定裝置，其特征在于， 來自所述上游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值及來自所述下游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅 值是在所述身體的一次脈搏內(nèi)以比該脈搏周期短的周期逐次獲得的振幅值， 所述振幅比是根據(jù)以比所述脈搏周期短的周期逐次獲得的來自所述上游側(cè)膨脹袋的 脈搏波的振幅值及來自所述下游側(cè)膨脹袋的脈搏波的振幅值而逐次算出的振幅比。
【文檔編號】A61B5/022GK104159503SQ201380012303
【公開日】2014年11月19日 申請日期:2013年3月5日 優(yōu)先權(quán)日:2012年3月6日
【發(fā)明者】西林秀郎, 佐田和也 申請人:株式會社愛安德