JP2001506166A

JP2001506166A - 異常なオシロメトリック脈波を識別し補正するシステムと方法

Info

Publication number: JP2001506166A
Application number: JP50295999A
Authority: JP
Inventors: ピール，ハリー・エイチ・サード
Original assignee: サウスウエスト・リサーチ・インスティテュート
Priority date: 1997-06-06
Filing date: 1998-06-08
Publication date: 2001-05-15
Anticipated expiration: 2018-06-08
Also published as: WO1998055020A1; JP3461004B2; DE69821759D1; DE69821759T2; EP0986323A1; EP0986323B1; US5865756A

Abstract

(57)【要約】本発明のシステムと方法は、異常なオシロメトリック圧脈波を識別し補正するものであって、生体の心筋によって発生させられたオシロメトリック圧脈波を検出し、異常なオシロメトリック圧脈波を識別し、不整脈によって生じたオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する。このように、不整脈によるオシロメトリック圧脈波が、生体の血圧値の決定における使用のために、オシロメトリック式血圧測定システムによって保持され得る。本システムと方法は、好適には、不整脈によって生じたのではない異常なオシロメトリック圧脈波を、人工的なノイズと判別する。そして、人工的なノイズと判別されたオシロメトリック圧脈波は、血圧測定の精度を高めるために、オシロメトリック式血圧測定システムによって不採用とされ得る。

Description

【発明の詳細な説明】異常なオシロメトリック脈波を識別し補正するシステムと方法発明の背景１．発明の分野本発明は医療用診断監視システムに関する。本発明は特に生体の心臓血管状態及び生理学的状態を精度良く監視するためのシステムと方法に関する。２．関連技術の説明血圧測定装置は、動脈硬化等のある種の疾病を診断したり、生体の心臓血管状態ないし生理学的状態を監視するために一般的に使用される。血圧測定装置は、普通、生体の一部に巻き回されたカフを利用することにより、間接的にその生体の血圧を測定する。カフが生体に圧力を加え、生体の血圧が良く知られたオシロメトリック法により測定される。オシロメトリック法は、カフによって加えられた圧力が徐々に低下させられる過程で、心拍同期脈波の振幅の変化を検出することにより行われる。この間接血圧測定法の精度は、多くの設計要素に依存する。例えば、カフが巻き回される生体の一部の周囲長に対するそのカフのサイズ、血圧測定装置に使用される圧力検出装置の精度、生体の最高、最低、平均血圧値の算出に使用されるアルゴリズムの性能等である。血流阻止カフを使用した間接血圧測定では、普通、２０〜６０秒の時間が必要である。血流阻止カフを利用するすべての間接血圧測定法の精度に影響する重要な要素は、生体の血圧はその測定中一定であるとの仮定である。しかし、生体の生理学的状態は間接血圧測定時間内において著しく変化し得る。特に、生体が、進行した心臓血管疾患、呼吸器疾患、腎臓疾患、失血等の外科患者ないし重症患者である場合にはそうである。生体の心臓血菅状態の変化は、心拍数、心拍出量、血管運動神経の緊張ないし循環血液量の変化によって生じ得る。血圧測定中の生体の血圧変化は、血流阻止カフによって加えられた圧力が血圧パルス域で変化するに従ってそのカフ内に発生する圧力パルスの各振幅の包絡線を変形させる。そして、この振幅包絡線の変形によって、生体の最高、最低、平均血圧に関連した振幅包絡線の諸特徴がシフトする。オシロメトリック式血圧測定装置は圧力パルスの振幅包絡線の全体を分析することによって血圧を決定するので、このことは特に重要である。生体の血圧が血圧測定中に変化する場合、生体の最高血圧値の測定と最低血圧値の測定との時間の遅れによって、パルス圧ないし脈圧が誤って高くもしくは低く測定されてしまう。図１に示すように、生体の血圧が血圧測定中に低下する場合、測定された最高血圧値Ｓ_Mは、生体の最低血圧値Ｄ_Mが測定された時点での生体の真の最高血圧値Ｓ_Tより高くなる。その結果、測定された脈圧ＰＰ_Mは、生体の実際の脈圧ＰＰ_Tより大きくなる。他方、生体の血圧が血圧測定中に上昇する場合は、結果は逆になる。何れにしても、誤った血圧値によって、生体の治療者が誤った方向に導かれるかあるいは混乱させられる可能性がある。生体の血圧をその測定中に変化させる原因となる他の現象として、異常な心拍、通常、不整脈と呼ばれるものがある。不整脈は重篤な患者には普通に見られるもので、生体の心臓が通常より早くもしくは遅く収縮することによって発生する。不整脈は、心臓の収縮力が増加もしくは減少することによっても発生する。不整脈は、生体の心筋の電気的伝導系における種々の異常によって生じ得る。不整脈の原因となる生理学的事象は、中枢神経系ではなく心臓自体にその起源を持つ。不整脈は、心電図においては、連続する心拍のビート間の時間や心電図コンプレックスの形態を比較することによって容易に識別され得る。しかし、不整脈は、オシロメトリックパルス信号等の他の生理学的信号においては識別することが困難である。というのは、オシロメトリックパルス信号は環境ノイズや体動ノイズに対して鋭敏だからである。体動ノイズとは、血圧測定中の生体の体動によるノイズである。環境ノイズや体動ノイズは、不整脈によって生ずるパルスに似たパルスを発生させ得る。殆どの血圧測定装置は、２つの理由から、オシロメトリック式血圧測定において不整脈を排除する。第１の理由は、殆どの血圧測定装置は、不整脈を、基礎データ群から消去されるべき環境ノイズもしくは体動ノイズから高い信頼性をもって弁別することができないからである。第２の理由は、不整脈によって生ずる血圧パルスはオシロメトリックパルスの振幅を変化させるからである。変化させられたオシロメトリックパルス振幅は、生体の血圧測定に使用されるパルス振幅の包絡線を変形させる。階段状に排圧されるカフを使用した血圧測定装置においては、不整脈でないパルスが検出されるまで各カフ圧レベルで複数のパルスが検出される。この方法では、生体の心臓の不整脈の頻度が高い場合には、血圧測定時間が著しく長くなり得る。他方、連続的に排圧されるカフを使用した血圧測定装置においては、不整脈パルスは排除され、失われたデータ点は外挿法によって回復される。この方法では、基礎データ群のデータ密度が低下し、従って血圧測定の精度も低下する。血圧測定の精度に対する不整脈の影響は、その不整脈と最高、最低、平均血圧の検出点の間の関係に依存する。血圧測定の精度を低下させるかあるいは誤った方向に導く条件は他にもある。例えば、間接血圧測定法の精度は、最終的には、検出される心拍間におけるカフ圧の変化に依存する。生体の心拍数がカフの排圧速度に対して非常に低ければ、心拍間でカフ圧の大きな変化が生ずる。このことは血圧測定精度の低下につながる。また、生体がショック状態にある場合には、生体の血圧パルスないしその結果として測定されるオシロメトリックパルスは極めて弱く、オシロメトリックパルスの振幅の包絡線において血圧の諸特徴を識別することが困難となる。さらに、生体が静止していなかったり、震えていたり、その他何らかの運動をしている場合には、運動ノイズの数が多くなり過ぎて血圧測定ができない場合がある。殆どの血圧測定装置は、生体の血圧を測定するために何らかの対策を試みた後に、警報を発する。この状況下では、生体の状態の監視は、ユーザが問題を解決するまでの間、中断される。発明の概要本発明は、生体の血圧がその測定中に変化したり、生体の不整脈の頻度が高かったり、血圧測定中に体動ノイズが混入したりしても、生体の心臓血管状態を精度よく監視する血圧測定システムを提供する。本発明の血圧測定システムは、不整脈によって生ずるオシロメトリックパルスの振幅を補正する不整脈パルス補正回路を含む。従って、不整脈パルスは、生体の血圧の決定に使用するために保持され得る。オシロメトリック最高血圧値補正回路は、生体の血圧がオシロメトリック式血圧測定中に変化した場合に、測定されたオシロメトリック最高血圧値を補正する。質保証データチェック回路は、オシロメトリック血圧値の信頼性を判定し、血圧測定過程における問題の原因を特定し、信頼性の高いオシロメトリック式血圧測定が実行できない場合にユーザに報知し、ユーザによって特定された生体評価チェックを実行する。好適な実施態様においては、本発明の血圧測定システムは、生体の心筋の電位の変化によって発生する心電波形を検出する心電波形検出装置を含む。脈波周期測定回路は、連続する心電波形上の所定の周期的基準点の間の時間である生体の脈波周期を決定する。本血圧測定システムは、また、生体の脈波を検出するオキシメータ・センサを含む。脈波面積決定装置は、オキシメータ・センサから得られた脈波の波形を分析して、オキシメータ脈波の振幅もしくは脈波面積を決定し、それを、異常な波形の識別のために利用する。脈波伝播情報取得回路は、脈波が生体の心臓からオキシメータ・センサまで伝播するのに必要な時間を、オキシメータ脈波信号と心電波形とに基づいて決定する。脈波伝播情報取得回路は、さらに、脈波の速度を決定する。血圧／脈波伝播情報関係決定回路は、脈波伝播時間と生体血圧の間の関係を決定し、較正する。関係補正回路は、心拍数測定回路によって測定された生体の心拍数に基づいて血圧／伝播時間関係を補正する。推定血圧値決定回路は、決定された脈波伝播時間に基づき、血圧／伝播時間関係に従って、各心拍に対応する血圧値を推定する。血圧測定開始回路は、推定された血圧値と脈波周期の異常と脈波面積の異常とが所定の基準を満たす場合には、新たなオシロメトリック式血圧測定を開始させる。本発明の上記のおよび他の特徴と利点は、その好適な実施例についての以下の詳細な説明中に記載されもしくはその説明から明らかにされる。図面の簡単な説明本発明の好適な実施例を以下の図面を参照しつつ詳細に説明する。図１は、生体の血圧変化と血圧測定の関係を説明する図である。図２は、本発明の血圧測定システムを示す一部概略一部ブロック図である。図３は、図２の血圧測定システムのオキシメータ・センサの第１の好適実施例を示す一部概略一部ブロック図である。図４は、図２の血圧測定システムのオキシメータ・センサの第２の好適実施例を示す一部概略一部ブロック図である。図５は、図２の血圧測定システムの電子制御装置のブロック図である。図６は、図２の血圧測定システムの作動を示すタイムチャートである。図７は、図３のオキシメータ・センサによって検出された光電脈波信号を示す図である。図８は、生体の血液循環系の略図である。図９は、図２と図４の血圧測定システムの好適な制御ルーチンのフローチャートである。図１０Ａと図１０Ｂは、生体の血圧を測定するための好適な制御サブルーチンのフローチャートである。図１１は、不整脈によって発生するオシロメトリックパルスを検出し、補正するための好適な制御サブルーチンのフローチャートである。図１２は、中止させられたオシロメトリック式血圧測定を評価するための好適な制御サブルーチンのフローチャートである。図１３Ａと図１３Ｂは、オシロメトリック式血圧測定の精度を評価するための好適な制御サブルーチンのフローチャートである。図１４は、オシロメトリック式血圧測定中の生体の血圧変化を評価するための好適な制御サブルーチンのフローチャートである。図１５は、オシロメトリック式血圧測定の終了時に生体の最高血圧値を推定するための好適な制御サブルーチンのフローチャートである。図１６は、ユーザによって特定された生体状態評価チェックを実行するための好適な制御サブルーチンのフローチャートである。好適な実施例の詳細な説明図２は本発明の一実施例である血圧測定システム１０を示す。システム１０は膨張可能なカフ１２を含む。カフ１２は、好適には、フレキシブルな布製袋とその内部に設けられたゴム製袋とから成り、上腕１４等の生体の一部に巻き回されて使用される。カフ１２は配管１６を介して圧力センサ１８と切り換えバルブ２０と空気ポンプとに連結されている。切り換えバルブ２０は、昇圧状態と徐速排圧状態と急速排圧状態とに選択的に切り換えられる。昇圧状態では、バルブ２０は空気ポンプ２２からカフ１２への圧縮空気の供給を許容する。徐速排圧状態では、バルブ２０は圧縮空気のカフ１２からの徐速での排出を許容する。急速排圧状態では、バルブ２０は圧縮空気のカフ１２からの急速な排出を許容する。圧力センサ１８はカフ１２内の空気圧を検出し、検出した圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧フィルタ回路２４と脈波フィルタ回路２６とに供給する。静圧フィルタ回路２４はローパスフィルタを含み、圧力信号ＳＰに含まれる静圧成分のみを抽出し、静的カフ圧を表すカフ圧信号ＳＫとして出力する。カフ圧信号ＳＫは、第ＩＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２８に供給される。脈波フィルタ回路２６はバンドパスフィルタを含み、圧力信号ＳＰに含まれる所定周波数域の振動成分のみを抽出し、カフ圧信号ＳＭ₁として第２Ａ／Ｄ変換器３２を介して電子制御装置２８に供給する。カフ圧信号ＳＭ₁は、上腕動脈等の生体の末梢動脈から発生して、右腕の上部１４等の生体の肢とカフ１２が接する場所まで伝播する振動性の圧力波を表す。電子制御装置２８は、好適には、中央処理ユニット（ＣＰＵ）３４と読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）３６とランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）３８と通信インタフェース（ＣＩＦ）４０とを含む。ＣＰＵ３４は、ＲＯＭ３６に記憶された制御プログラムに従って、ＲＡＭ３８の一時記憶機能を利用しつつ、入力信号を処理する。ＣＰＵ３４は、また、ＣＩＦ４０と外部入力装置４２を介して、他の装置、コンピュータ、モニタから情報を受取ったり、それらに対して情報を伝達したりする。ＣＰＵ３４は、さらに、ＣＩＰ４０を介して表示装置４４に対して表示信号を出力したり、ＣＩＦ４０を介して制御装置４６のスイッチ、キーボード、タッチ・スクリーン等から情報を受け取ったりする。血圧測定の開始時には、ＣＰＵ３４は、切り換えバルブ２０に制御信号を供給してバルブ２０を昇圧状態に切り換える一方、空気ポンプ２２に駆動信号を供給してカフ１２を膨張、昇圧させる。こうして、生体の右腕の上部１４が圧迫される。次いで、ＣＰＵ３４は、バルブ２０にさらに制御信号を供給してバルブ２０を徐速昇圧状態に切り換え、カフ１２内の空気圧を徐々に低下させる。カフ１２の空気圧が徐々に低下する間に、ＣＰＵ３４は、圧力センサ１８から脈波フィルタ回路２６と静圧フィルタ回路２４とを介して脈波圧信号ＳＭ₁とカフ圧信号ＳＫとをそれぞれ取得する。次いで、ＣＰＵ３４は、良く知られたオシロメトリック式血圧測定法により、得られた信号ＳＭ₁、ＳＫに基づいて、生体の最高血圧値ＳＢＰ、最低血圧値ＤＢＰ、平均血圧値ＢＰ_meanを決定する。本血圧測定法では、振動性の圧脈波（脈波圧信号ＳＭ₁）の心拍同期パルスの各振幅の変化に基づいて血圧を決定する。血圧測定システム１０は、また、心電波形検出装置４８を含む。心電波形検出装置４８は生体の心筋の電位の変化を示す心電波形を連続的に検出する。心電波形検出装置４８は、複数の電極５０から供給される信号から心電波形を取得する。電極５０は生体上の所定の位置に取り付けられる。心電波形検出装置４８としては、好適には、心電計が使用され、心電計によって検出される心電図が心電波形として好適に使用される。心電波形検出装置４８は、心電波形を、第３Ａ／Ｄ変換器５２を介して制御装置２８に供給する。表示装置４４は、ユーザの選択により、心電波形を記録紙（図示せず）上に記録することができる。心電波形検出装置４８は、また、後述するように、生体の第１部分から脈波を検出する第１脈波検出装置としても機能する。血圧測定システム１０は、さらに、オキシメータ・センサ５４を含む。オキシメータ・センサ５４の第１の好適な実施例を図３に示す。オキシメータ・センサ５４は、好適には、光電脈波検出器５６を含む。光電脈波検出器５６は、生体の表面５８に密着させられる。光電脈波検出器５６は、好適には、バンド（図示せず）を使用して、生体の指先に取り付けられる。光電脈波検出器５６は、上部６２と側部６４と開放された底とを有する容器状のハウジング６０を含む。受光器６６が、上部６２の下面に取り付けられる。受光器６６は、好適には、ハウジング６０の上部６２の中央位置に設けられる。第１発光器群６８ａと第２発光器群６８ｂとが、上部６２の下面に、受光器６６を中心として交互に取り付けられる。第１発光器群６８ａの各発光器は、好適には、波長約６６０ｎｍの赤色光を発光し、第２発光器群６８ｂの各発光器は、好適には、波長約８００ｎｍの赤外光を発光する。ハウジング６０の内部はアクリル樹脂等の透明な樹脂７０で満たされ、それにより受光器６６と発光器６８ａ，６８ｂとが覆われる。金属板等からなる遮光部材７２がハウジング６０の内部に設けられ、それにより受光器６６には体表面５８から直接反射した光が入射しないようにされている。作動時には、第１発光器群６８ａと第２発光器群６８ｂとが、所定の周波数で、交互に発光する。従って、第１群６８ａと第２群６８ｂの発光器が同時に発光することはない。第１群６８ａと第２群６８ｂの何れの発光器から出た光も、生体の表面58上で一部は反射し他の一部は表面内部に侵入し、生体の毛細血管中のヘモグロビンによって散乱させられる。そして、散乱光の一部が受光器６６によって検出される。第１発光器群６８ａとしては波長約６６０ｎｍの赤色先を発光するものが好適であるが、酸化ヘモグロビンによる吸光度と還元ヘモグロビンによる吸光度とが実質的に異なる光であれば、他の波長の光を使用してもよい。受光器６６は、生体の表面５８近くの毛細血菅によって散乱させられた光の一部を検出し、検出した光量に比例する大きさの脈波信号ＳＭ₂を出力する。この脈波信号ＳＭ₂は、ローパスフィルタ７６を介してデマルチプレキサ７４に供給される。作動時には、ＣＰＵ３４は、駆動回路８６を介して、光電脈波検出器５６の第１発光器群６８ａと第２発光器群６８ｂに駆動信号ＳＬＶを送る。上記のように、ＣＰＵ３４は第１発光器群６８ａと第２発光器群６８ｂが交互に発光するようにそれらを制御する。ローパスフィルタ７６は、脈波信号ＳＭ₂から高周波数のノイズを除去するものである。必要に応じ、受光器６６とローパスフィルタ７６の間に増幅器（図示せず）を設けてもよい。デマルチプレキサ７４は、駆動回路８６と光電脈波検出器５６とに同期させられる。従って、デマルチプレキサ７４は、制御装置２８の入力／出力ポートに対して、サンプルホールド回路７８と第４Ａ／Ｄ変換器８０を介しての赤色光信号ＳＭ_Rの供給と、サンプルホールド回路８２と第５Ａ／Ｄ変換器８４を介しての赤外光信号ＳＭ_1Rの供給とを交互に行う。ＣＰＵ３４は、デマルチプレキサ７４に切り換え信号ＳＣを送ることによって、赤色光信号ＳＭ_Rをサンプルホールド回路７８に入力させ、赤外光信号ＳＭ_1Rをサンプルホールド回路８２に入力させる。２つのサンプルホールド回路７８，８０はそれぞれ、前回の信号ＳＭ_R，ＳＭ_1Rが制御装置２８によって処理せれるまで、今回の信号ＳＭ_R，ＳＭ_1Rを制御装置２８に対して出力することなく保持する。ＣＰＵ３４は、信号ＳＭ_R，ＳＭ_1Rの振幅に基づいて生体の血中酸素飽和度を決定する。ＣＰＵ３４は、ＲＯＭ３６に記憶された所定のプログラムに従って血中酸素飽和度を決定する。血中酸素飽和度の決定の方法の一例が、米国特許第５１３１３９１号に開示されている。光電脈波検出器５６は、また、後述するように、第２脈波検出装置としても機能する。図４は、オキシメータ・センサ５４の第２の好適な実施例を示す。本実施例は、光電脈波検出器５６’を含む。光電脈波検出器５６’は、指６１等の生体の一部を受け入れ可能なハウジング６０’を含む。ハウジング６０’は、上部６２’と側部６４’と底部６６’とを有する。受光器６６’と発光器６８’とが、ハウジング６０’の相対向する２つの内面にそれぞれ取り付けられる。受光器６６’は好適には底部６６’の内面に取り付けられ、発光器６８’は好適には上部６２’の内面に取り付けられる。発光器６８’は好適には波長約６６０ｎｍの赤色光を発生させる。もっとも、血液中のヘモグロビンによって反射される波長の光であれば、他の波長の光を発生させるものでもよい。作動時には、ＣＰＵ３４は駆動回路８６’を介して光電脈波検出器５６’の発光器６８’に駆動信号ＳＬＶを送る。発光器６８’から出た光の中で指６１を流れる血液中のヘモグロビンによって反射されなかった光が、受光器６６’によって検出される。受光器６６’は、指６１を透過した後受光器６６’によって検出された光量に比例する大きさの脈波信号ＳＭ₂を出力する。指６１を透過した光量は、指６１に存在するヘモグロビンの瞬間的な量、即ち、指６１に存在する瞬間的な血液量を表す。従って、脈波信号ＳＭ₂は、生体の心拍に同期して振動ないし脈動する。このように、光電脈波検出器５６’は第２脈波検出装置として機能する。脈波信号ＳＭ₂はＡ／Ｄ変換器８０’を介して制御装置２８に供給される。第２脈波検出装置として機能することに加えて、光電脈波検出器５６’はさらにオキシメータとしても機能する。ＣＰＵ３４は、脈波信号ＳＭ₂の振幅に基づいて生体の血中酸素飽和度を決定する。ＣＰＵ３４は、ＲＯＭ３６に記憶された所定のプログラムに従って血中酸素飽和度を決定する。図５は、本発明の血圧測定システム１０の電子制御装置２８が有する種々の制御機能を示す。制御装置２８は、カフ圧調節回路８８を介してカフ１２内の空気圧を調節する。血圧測定の開始時には、カフ圧調節回路８８が切り換えバルブ２０を昇圧状態に切り換え、空気ポンプ２２を駆動することにより、カフ１２の空気圧を急速に１８０mmHg等の所定圧力まで上昇させる。生体の血圧測定が最近行われたのであれば、カフ圧調節回路８８はその際測定された最高血圧値を適当な値（例えば３０mmHg）だけ上回る圧力までカフ１２を膨張させてもよい。次いで、カフ圧調節回路８８は切り換えバルブ２０を徐速降圧状態に切り換えて、カフ１２の空気圧を徐々に（好適には、約３mmHg/secの変化率で）低下させる。カフ１２の空気圧が徐々に低下する間に、血圧測定回路９０が良く知られたオシロメトリック法を用いて生体の最高、最低、平均血圧値を測定する。この血圧測定法は、カフ１２の空気圧が徐々に低下する間に脈波フィルタ回路２６を介して取得された振動性圧脈波（カフ振動性圧脈波信号ＳＭ₁）の心拍同期パルスの各振幅の変化に基づいて行われる。脈波伝播情報取得回路９２は時間差決定回路（図示せず）を含む。時間差決定回路は、心電波形検出装置４８によって連続的に検出された周期性パルスの各々の心電波形上の所定の周期的点と、オキシメータ・センサ５４の光電脈波検出器５６によって検出される周期性パルスの中のそれに対応するパルスの波形上の所定の周期的点の間の時間差として、脈波伝播時間ＤＴ_RPを決定する。本実施例においては、脈波伝播情報取得回路９２は、図６に示すように、心電波形上のＲ点と、光電脈波検出器５６によって検出された光電脈波の最小点の間の時間差ＤＴ_RP を決定する。脈波伝播情報取得回路９２は、さらに、決定された脈波伝播時間ＤＴ_RPに基づき、以下に示す式(1)に従って、生体の動脈を伝播する脈波の伝播速度Ｖ_M（m/se c）を決定する。Ｖ_M＝Ｌ／（ＤＴ_RP−Ｔ_PEP） (1) 但し、Ｌは、生体の左心室から大動脈および他の末梢動脈を経由して光電脈波検出器５６が取り付けられた点までの動脈の長さであり、Ｔ_PEPは心電波形のＲ波と大動脈脈波波形の最小点（立ち上がり点）の間の前駆出期間である。血圧／脈波伝播情報関係決定回路９４は、それぞれ以下に示す式(2)または式( 3)によって表される推定最高血圧値ＥＢＰ_SYSと脈波伝播時間ＤＴ_RPまたは脈波伝播速度Ｖ_Mの関係を、予め決定する。ＥＢＰ_SYS＝Ａ（ＤＴ_RP）＋Ｂ (2) ＥＢＰ_SYS＝Ｃ（Ｖ_M）＋Ｄ (3) 但し、Ａは負の定数であり、Ｂ、Ｃ、Ｄは正の定数である。式(2)は、最高血圧ＳＢＰと脈波伝播時間ＤＴ_RPの関係を示し、式(3)は最高血圧ＳＢＰと脈波伝播速度Ｖ_Mとの関係を示す。もっとも、血圧／脈波伝播情報関係決定回路９４は、平均血圧ＢＰＭ_MEAN（または最低血圧ＤＢＰ）と脈波伝播時間ＤＴ_RPまたは脈波伝播速度Ｖ_Mとの関係を決定するものであってもよい。どのタイブの血圧／脈波伝播情報関係を決定するかは、一般的には、最高血圧値、平均血圧値、最低血圧値の中のどの血圧値を推定血圧値ＥＢＰとして選択するかによって決まる。推定血圧値決定回路９６は、血圧／脈波伝播情報関係決定回路９４によって決定された関係に従って、生体の推定血圧値ＥＢＰを連続的に決定する。推定血圧値決定回路９６は、好適には、推定最高血圧値ＥＢＰ_SYSを決定する。推定血圧値決定回路９６によって決定された推定最高血圧値ＥＢＰ_SYSは、表示装置44に対して連続的に出力される。表示装置４４は、各心拍同期パルスに対応して、推定最高血圧値ＥＢＰ_SYSを連続的に表示する。脈波周期測定回路９８は、心電波形検出装置４８によって検出された心電波形の連続する２つのパルス上の所定の周期的点の間の時間差として、脈波周期ＲＲを決定する。本実施例においては、脈波周期測定回路９８は、心電波形の連続する２つのパルスのＲ点の間の時間差を決定する。心拍数測定回路１００は、脈波周期測定回路９８によって決定された脈波周期から生体の心拍数を決定する。関係補正回路１０２は、心拍数測定回路１００によって決定された心拍数と所定の補正係数とに基づいて、血圧／脈波伝播情報関係決定回路９４によって決定された血圧／脈波伝播情報関係を補正する。脈波面積決定回路１０４は、光電脈波検出器５６によって検出された光電脈波の各パルスの波形によって規定される面積Ｓを、そのパルスの周期Ｗと振幅Ｌとに基づいて正規化することによって、脈波面積ＶＲを決定する。図７に示すように、光電脈波の各パルスの波形は、数ミリ秒等の所定間隔で入力されて各々が振幅を表す一続きのデータ点によって規定される。脈波面積Ｓは、所定間隔で入力された各データ点の大きさを、パルスの周期Ｗについて積分することによって得られる。正規化された脈波面積ＶＲは、式(4)によって算出される。ＶＲ＝Ｓ／（ＷＸＬ） (4) 但し、Ｌはパルスの振幅である。正規化脈波面積ＶＲは、脈波面積Ｓの、パルス周期Ｗとパルス振幅Ｌとによって規定される面積に対する比を示す無次元の値である。血圧測定開始回路１０６は、推定血圧値異常判定回路１０８と脈波面積異常判定回路１１０と脈波周期異常判定回路１１２とを含む。推定血圧値異常判定回路１０８は、推定血圧値決定回路９６によって決定された推定最高血圧値ＥＢＰ_SYSが、カフ１２を用いて血圧測定回路９０によって測定された最後の最高血圧値から所定量だけずれた場合に、その推定最高血圧値ＥＢＰ_SYSを異常と判定する。脈波面積異常判定回路１１０は、脈波面積決定回路１０４によって決定された脈波面積ＶＲが、カフ１２を用いた前回の血圧測定において決定された脈波面積ＶＲから所定量だけずれた場合に、その脈波面積ＶＲを異常と判定する。脈波周期異常判定回路１１２は、脈波周期決定回路９８によって決定された脈波周期ＲＲが、カフ１２を用いた前回の血圧測定において決定された脈波周期ＲＲから所定量だけずれた場合に、その脈波周期ＲＲを異常と判定する。本実施例においては、血圧測定開始回路１０６は、１）推定最高血圧値ＥＰＢ_SYSが異常と判定された場合と、２）脈波周期ＲＲと脈波面積ＶＲの何れかが異常と判定された場合に、血圧測定回路90による新たな血圧測定を開始させる。不整脈パルス補正回路１１４は、不整脈によって生じたオシロメリックパルスの振幅を補正することにより、それらのパルスをオシロメリック式血圧測定において使用可能なものとする。上記のように、不整脈は主として心筋の電気伝達過程の不調に関係する。不整脈は、心電波形のビート間の間隔の短縮もしくは延長として、あるいは、心電波形の形状の変化として現れる。心室前収縮（pre-ventricular contraction）等の数タイプの不整脈では、異常なビートが通常よりも早期に発生し、次のビートはそれが正常なビートであるか不整脈であるかを問わず遅延する。従って、不整脈によって生じたオシロメトリックパルスを利用するためには、不整脈パルスに対応する生体の血圧変化を補正する必要がある。不整脈については、正常なビートによって駆出されるされるよりも多量もしくは少量の血液が動脈系に駆出され得る。つまり、不整脈によって一回心拍出量が変動し得るのである。心臓付近においては、心臓の一回拍出量によって生ずる大動脈血圧Ｐ_A（t）は、その拍出の開始時における圧力と、心臓によって生ずる容積流量Ｑ_A（t）と、脈管系の全インピーダンスＺ_Sとに依存する。この関係は式( 5)によって与えられる。Ｐ_A（t）＝Ｚ_SＱ_A（t） (5) 脈管インピーダンスは、動脈樹（arterial tree）の弾力度(compliance)と抵抗並びに血液の慣性によって支配される。大動脈血圧Ｐ_A（t）は、平均血圧ＢＰ_MEAN と時間変化血圧Ｐ_P（t）とからなり、この関係は式(6)によって表される。Ｐ_A（t）＝ＢＰ_MEAN＋Ｐ_P（t） (6) 平均血圧ＢＰ_MEANは、主として、心拍出量(cardiac output)と動脈樹の全末梢抵抗とに依存する。時間変化血圧Ｐ_P（t）の振幅は、普通、脈圧(pulse pressur e)として知られるものである。一回の心拍(heartbeat)について、平均心拍出量（mean cardiac output）は、丁度、一回心拍出量(stroke volume)をそれに対応するパルスの継続時間で割ったものである。従って、安定状態の諸条件を仮定すると、血圧パルスの平均圧力は式(7)によって表される。ＢＰ_MEAN＝Ｒ_PΔＶ_S／Δｔ_b (7) 但し、ＢＰ_MEANは平均大動脈血圧であり、Ｒ_Pは動脈樹の全末梢抵抗であり、 ΔＶ_Sは一回心拍出量であり、Δｔ_bは当該パルスの継続時間である。脈圧と脈波の形状とは、一回心拍出量と動脈樹の弾力度と抵抗に依存する。略安定状態にある生体においては、動脈樹の弾力度と抵抗は、大量の出血を引き起こす主要な血管の切断等の特殊な状況が生じない限り、徐々に変化する傾向がある。従って、各ビートのレベルでは、脈圧も平均血圧も共に、主として、最後の心臓収縮によって駆出される血液量に依存する。不整脈によって生ずる一回心拍出量における変化は、血液充填時間(filling time)の延長もしくは短縮、あるいは、心臓の収縮強度(contractile strength) の減少の結果である。一回心拍出量が増加すれば、血圧が上昇する。同様に、一回心拍出量が減少すれば、その結果としての血圧も低下する。さらに、心拍が正常より早く発生すれば、その結果としての血圧は、正常な心拍の開始時よりも高くなり得る。早い心拍によってその一回心拍出量が減少することがあり得るとしても、その結果としての異常なパルスは正常なパルスより高い圧力で始まり、その結果、より高いピーク圧に達し得る。逆に、異常パルスが遅れたものである場合には、血液充填時間が延長し一回心拍出量が増加するので、血圧が十分に低下し得る結果として、体積脈圧(volume pulse pressure)と低圧測開始（最低）血圧との和が正常な心拍によって生ずるそれよりも小さいものとなり得る。生体の血圧をその上腕上で血流阻止カフを使用して測定する場合、測定される血圧は、上腕動脈の血圧であって、大動脈の血圧とは異なり得る。動脈樹におけるどの場所の血圧も、中心の大動脈圧と脈管系のインピーダンス分布とに依存する。図８に示すように、脈管系は、心臓であるポンプ１１５が、大動脈圧Ｐ_A（t）で、生体の右腕と左腕と残部とに供給される周期的な血流Ｑ_A（t）を発生させるものとモデル化することができる。生体はインピーダンスＺ_Sで表される。右腕は、手の抵抗Ｒ_hに連結された腕のインピーダンスＺ_raとしてモテル化される。左腕も同様にモデル化され得るが、その腕のインピーダンスＺ_1aと手の抵抗Ｒ_h との間に介在する別のインピーダンスＺ_Bを含む。インピーダンスＺ_Bは、カフ１２が膨張する際の圧迫によって生ずる腕のインピーダンスの増大を表す。生体上の異なる場所での血圧は、それらの系統的インピーダンスによって、大動脈圧に関係付けられる。例えば、右手の血圧Ｐ_h（t）と左上腕動脈の血圧Ｐ_B （t）とは、それぞれ、式(8)と式(9)とによって表される。Ｐ_h（t）＝Ｐ_A（t）［Ｒ_h／（Ｚ_ra＋Ｒ_h）］式(8) Ｐ_B（t）＝Ｐ_A（t）［（Ｚ_1a＋Ｒ_h）／（Ｚ_1a＋Ｚ_B＋Ｒ_h）］式(9) 式(8)と式(9)から明らかなように、右手の血圧と左上腕動脈の血圧とは共に大動脈圧に依存する。式(8)と式(9)を組み合わせることによって、左上腕動脈の血圧Ｐ_B（t）は、式(10)によって表される。Ｐ_B（t）＝Ｐ_h（t）［（Ｚ_1a＋Ｒ_h）（Ｚ_ra＋Ｒ_h）／［Ｒ_h（Ｚ_1a＋Ｚ_B＋Ｒ_h）］式(10) 右手の血圧と左上腕動脈の血圧の差は、通常、右手の平均血圧の方が少し低くかつ右手の脈圧の方が高い。右手の平均血圧の方が少し低いのは、複数の管からなる系を流れる如何なるタイプの流れにも見られる粘性抵抗損(viscous resista nce losses)によるものである。両手に共通する脈圧の増幅は、脈波が弾力性のある(compliant)血菅を通過する際にその形状が変化することによるものである。脈波形状の変化は、血菅の壁の弾力度によって支配される脈波速度の周波数依存性(frequency dependence)の結果である。脈波形状が変化する結果、動脈樹の異なる点において、最高血圧値および最低血圧値に差が生ずる。血圧の位置変化は、個々の生体毎に異なり、また、各生体の中でも血管運動神経の緊張度(vasom otor tone)が変化するに従って変化する。もっとも、血圧が安定した生体では、血管運動神経の緊張度のビート毎の変化は一般に小さい。それは、自律神経系が、通常、ノルエピネフリン等の分泌物質を介して、血管運動神経の緊張度を調節するからである。ある血管運動神経状態にある生体において、ある場所での血圧と他の場所での血圧との関係は、心臓と血圧測定が行われる各場所の間の圧力と流れの特性（インピーダンス）に依存する。それらの関係はビート毎で殆ど変化しない傾向にある。従って、ある場所での血圧と他の場所での血圧との関係は、心拍出量が一定である限り、一定であるとの仮定がなされる。脈管のインピーダンスと抵抗が一定であるならば、大動脈圧に変化が生ずると、指と上腕の血圧も比例的に変化する。さらに、インピーダンスと抵抗が一定な状態において心拍出量が変化することによって２つの連続する心拍が異なる大動脈圧Ｐ_A（i）、Ｐ_A（i+1）を発生させるとすれば、式(11)の関係が成立する。Ｐ_A（i）／Ｐ_A（i+1）＝Ｐ_R（i）／Ｐ_R（i+1）＝Ｐ_h（i）／Ｐ_h（i+1）式(11) 上記の関係と仮定とを前提として、ビート毎の心拍出量の変化によるある場所での血圧の変化を、対応するビートについての他の場所での血圧の変化が知られることを条件として、推定することができる。光電脈波検出器５６から得られる信号ＳＭ₂に生じる変化は、その検出器５６が取り付けられる指等の生体の一部における血液容積の変化に比例する。血液容積の変化によって生ずる信号は、プレチスモグラフ信号と呼ばれる。上記のように、血管は、その直径がその内部の圧力の関数として変化する弾力性のある管である。従って、血菅内の血圧の変化に伴って、血菅の容積が変化する。光電脈波検出器５６によって測定される血液容積の変化は、脈圧によって生ずる血管容積の変化に対応する。この関係は、式(12)によって表される。Ｐ_f＝Ｃ_fΔＶ_f＝Ｋ_OXＳＭ₂ 式(12) 但し、Ｐ_fは指における脈圧であり、Ｃ_fは指の血管の弾力度であり、ΔＶ_fは指の容積の変化であり、Ｋ_OXは光電脈波検出器５６からの信号を指の容積の変化に関係付ける定数であり、ＳＭ₂は光電脈波検出器５６から得られるプレチスモグラフ信号である。上記のように、指の血圧と上腕動脈の血圧とは大動脈圧の関数として変化する。さらに、脈管のインピーダンスが変化しないならば、指の血圧の変動は上腕動脈の血圧の変動に比例するであろう。従って、異なる脈圧Ｐ_f（1）、Ｐ_f（2）を有する２つの心拍について、式(13)が成立する。Ｐ_f（1）／Ｐ_f（2）＝ＳＭ₂（1）／ＳＭ₂（2）＝Ｐ_B（1）／Ｐ_B（2）式(13) Ｐ_B（a）は、指の容積の変化ΔＶ_f（a）を生じさせる一回心拍出量の変化によって生ずる上腕脈圧を示す。正常なパルスによって生ずる指の容積変化ΔＶ_f（n ）ついての知識があれば、一回心拍出量が正常と仮定した場合に生ずる上腕脈圧Ｐ_B（c）は、式(14)もしくは式(15)に従って推定される。 ΔＶ_f（a）／ΔＶ_f（n）＝Ｐ_B（a）／Ｐ_B（c）式(14) Ｐ_B（c）＝Ｐ_B（a）［ΔＶ_f（n）／ΔＶ_f（a）］式(15) かフ圧信号Ｐ_Cから抽出されたオシロメトリックパルス信号ＳＭ₁の振幅は、上腕脈圧の変化の関数である。上腕脈圧Ｐ_Bの変化は、式(16)に従って、オシロメトリックパルス信号ＳＭ₁の振幅の変化を生じさせる。ＳＭ₁＝（Ｋ_DＣ_B／Ｖ_O）Ｐ_B 式(16) 但し、Ｋ_Dはカフの排圧速度であり、Ｃ_Bは、カフ圧Ｐ_Cでの上腕動脈の弾力度であり、V_Oはカフの容積である。異常な一回心拍出量によって生ずるオシロメトリックパルス信号ＳＭ₁（a）は、式(17)によって表される。ＳＭ₁（a）＝（Ｋ_DＣ_B／Ｖ_O）Ｐ_B（a）式(17) 異常な一回心拍出量によって生ずるオシロメトリックパルス信号ＳＭ₁（a）を補正して、正常なパルスによって生ずるオシロメトリックパルス信号と同じ振幅を有する補正オシロメトリックパルス信号ＳＭ₁（c）を得るには、式(18)と式(1 9)によって表される関係が利用される。ＳＭ₁（c）＝（Ｋ_DＣ_B／Ｖ_O）Ｐ_B（c）式(18) ＳＭ₁（c）＝（Ｋ_DＣ_B／Ｖ_O）Ｐ_B（a）［ΔＶ_f（n）／ΔＶ_f（a）］式(19) あるいは、異常な一回心拍出量によって生ずるオシロメトリックパルス信号ＳＭ₁（a）は、式(20)に示すように、式(18)に式(17)を代入することによっても補正され得る。ＳＭ₁（c）＝ＳＭ₁（a）［ΔＶ_f（n）／ΔＶ_f（a）］式(20) オシロメトリック最高血圧値補正回路１１６は、オシロメトリック式の血圧測定中に生体の血圧が変化した場合に、その方法で測定されたオシロメトリック血圧値を補正する。血圧測定回路９０による血圧測定の実行中に、オシロメトリック最高血圧値補正回路１１６は、最高血圧値と最低血圧値とが決定されたそれぞれの時点に対応するパルスを正確に特定して記憶する。さらに、補正回路１１６は、血圧測定中、各パルスのパルス伝播時間を、上記のように心電波形上の所定の周期的点とそれに対応する光電脈波波形上の所定の周期的点の間の遅れ時間として測定して、これを記憶する。補正回路１１６は、記憶された各遅れ時間を、それに対応する心拍に対応したオシロメトリックパルスと関係付けられ得るように特定して読みだす。血圧測定回路９０がカフ１２による血圧測定中に生体の最高血圧値を決定した後に、オシロメトリック最高血圧値補正回路１１６は、その最高血圧値の決定の時点で発生した心拍を特定する。次いで、補正回路１１６は、最高血圧値の決定の時点で発生した心拍が不整脈でも体動ノイズ(motion artifact)でもないことを確認する。その心拍が正常であれば、血圧／脈波伝播情報関係決定回路９４は、その心拍に対応するパルスの伝播時間を利用して、上記のように、伝播時間を最高血圧値に関係付ける式を較正する。また、その心拍が不整脈であっても不整脈補正が実行されたものであれば、関係決定回路９４は、その心拍が正常な心拍であるかのごとくに、較正式を決定する。オシロメトリックパルスが体動ノイズもしくは未補正の不整脈と識別された場合には、血圧／脈波伝播情報関係決定回路９４は、その最高血圧値決定パルスに先行する正常なパルスの平均遅れ時間を用いて上記較正式を決定する。次いで、オシロメトリック最高血圧値補正回路１１６は、カフ１２による最高血圧値の測定と最低血圧値の測定の間の時間に推定血圧値決定回路９６によって決定された推定最高血圧値を分析して、血圧に著しい変化が生じたか否かを決定する。著しい変化とは、推定最高血圧値に対して確立された誤差の整数倍を上回る大きな血圧変動と定義される。最高血圧値を決定するために用いられたオシロメトリックパルスが不整脈もしくは体動ノイズによって生じたものである場合には、血圧の著しい変化を識別するための閾値が増大させられる。推定最高血圧値が著しい変化を示さなかった場合には、血圧測定回路９０によって決定された最高血圧値と最低血圧値が表示される。他方、最高最低血圧値測定時間中に、推定最高血圧値が著しく変化した場合には、血圧測定回路９０が決定した最低血圧値に対応するパルスに対応した推定最高血圧値が表示される。質保証データチェック回路１１８は、血圧測定中の推定最高血圧値の明白な変化について他の原因はないことを確認するために血圧測定データの質のチェックを行う。最高血圧値の明白な変化の他の原因として可能性があるものには、不整脈もしくは運動ノイズの数が多過ぎる場合、カフの排圧速度が高すぎる場合、光電脈波検出器５６からエラ−信号が出ている場合（例えば、検出器５６から“非測定”状態にあることを示すエラ−信号が出ている場合）、推定最高血圧値の計算の不確実性が高い場合、平均血圧が極めて低い場合等である。質保証データチェック回路１１８は、ＲＯＭ３６に記憶された質保証規則および基準１２０を利用する。チェック回路１１８がデータの質が十分でないと判定した場合は、血圧測定回路９０による新たな血圧測定を開始させ、再度の測定が行われることとなった原因を治療者(caregiver)に報告する。ユーザ特定生体評価チェック１２２を実行するための所定の論理文ないし質問がＲＯＭ３６に記憶されている。ユーザ特定生体評価チェック１２２については後述する。オシロメトリック最高血圧値補正回路１１６は、好適には、推定最高血圧値をそれが推定値であることを認識可能な態様で表示させる。例えば、推定最高血圧値は、好適には、カフ１２を使用して測定されたオシロメトリック最高血圧値から離れた場所に表示される。あるいは、推定最高血圧値は、実際に測定された最高血圧値の代わりに同じ場所に点滅表示してもよく、または、その値の横に星印を付して表示してもよい。さらに、オシロメトリック最高血圧値補正回路１１６は、好適には、推定最高血圧値を表示することとなった理由をも表示させる。例えば、治療者に対して、生体の血圧が血圧測定中に低下もしくは上昇したことを報告させたり、不整脈の発生、心拍数の変動、光電脈波パルスから決定された収縮期駆出率(ejection fr action)等の他の情報を表示させたりしてもよい。図９は、本発明の血圧測定システム１０のための好適な制御ルーチンを示す。本ルーチンはステップＳＡで始まり、次いでステップＳＢに進み、フラグ、カウンタ、レジスタ（図示せず）がリセットされる。次に、ステップＳＣにおいて、制御装置は脈波伝播時間ＤＴ_RPを決定し、決定された脈波伝播時間ＤＴ_RPに基づいて脈波伝播速度Ｖ_Mを決定する。次いで、制御はステップＳＤに進み、制御装置が、切り換えバルブ２０を昇圧状態に切り換え、空気ポンブ２２を作動させることによって、カフ１２内の空気圧を上昇させる。ステップＳＥにおいて、制御装置は、カフ１２内の空気圧Ｐ_Cが所定の最高カフ圧Ｐ_CMに到達したか否かを判定する。空気圧Ｐ_Cが最高カフ圧Ｐ_CMより低い場合には、制御はステップＳＦに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪに進む。ステップＳＦにおいて、制御装置は、カフ昇圧の開始からの経過時間Ｔ₁が所定の最長昇圧時間Ｔ_1Mに到達したか否かを判定する。経過時間Ｔ₁が最長昇圧時間Ｔ_1Mより長いかもしくは等しい場合には、制御はステップＳＧに進む。そうでなければ、制御はステップＳＣに戻る。ステップＳＧにおいて、制御装置は、空気ポンブ２２を停止させ、切り換えバルブ２０を開放状態、即ち、急速排圧状態に切り換える。次に、ステップＳＨにおいて、制御装置は、表示装置４４にエラーメッセージを表示させて、ユーザに対して、カフ１２を膨張させることができないことを報知する。制御装置はさらに警報音を発する。次いで制御はステップＳＩに進む。ステップＳＩにおいては、制御装置はスタンバイモードに入り、ユーザによって再開が指示されるまで待機する。ユーザによって再開が指示されれば、制御はステップＳＣに戻る。ステップＳＪにおいて、制御装置は切り換えバルブ２０を徐速排圧状態に切り換える。さらに、制御装置は、血圧測定アルゴリスムの実行を開始し、図９Ａと図９Ｂに示す好適な制御ルーチンに従って、血圧と脈波伝播情報の間の関係を決定する。次いで、制御装置は、決定された血圧／脈波伝播情報関係に従ってビート毎に推定血圧値を決定することにより、生体の血圧を連続的に監視する作動を開始する。この連続血圧監視作動はステップＳＫで開始する。ステップＳＫにおいて、制御装置は、ユーザが、最後のオシロメトリック式血圧測定において制御装置によって表示させられた最高血圧値のタイプの変更を要求したか否かを判定する。ユーザは、ユーザ入力装置４６を介して指示を入力することにより、表示された最高血圧値の変更を要求することができる。ユーザがオシロメトリック最高血圧値の表示を要求した場合は、制御はステップＳＬに進み、制御装置は最後のオシロメトリック式血圧測定において決定された実際のオシロメトリック最高血圧値を表示する。そうでなければ、制御はステップＳＭに進み、制御装置は、血圧脈波伝播情報関係に従って推定された最高血圧値を表示させる。ステップＳＬとステップＳＭの何れの場合も、その後の制御は、ステップＳＮに進む。ステップＳＮにおいて、制御装置は、図１６に示す好適な制御ルーチンに従って、各患者に応じてユーザによって特定された患者状態評価チェックを実行する。次いで、制御はステップＳＯに進む。ステップＳＯにおいて、制御装置は、２つのプレチスモグラフパルスが光電脈波検出器５６を介して検出されたか否かを判定する。検出されていれば、制御はステップＳＰに進む。そうでなければ、制御はステップＳＫに戻る。ステップＳＰにおいて、制御装置は、脈波伝播時間ＤＴ_RPと脈波伝播速度Ｖ_M を決定する。次いで、制御はステップＳＱに進み、制御装置は推定最高血圧値ＥＢＰ_SYSを決定、表示する。制御装置は、推定最高血圧値ＥＢＰ_SYSを、ステップＳＪで決定された血圧／脈波速度関係に従い、ステップＳＰで決定された脈波速度Ｖ_Mに基づいて、決定する。次いで、制御は、ステップＳＲに進む。ステップＳＲにおいて、制御装置は、最後の推定最高血圧値をそれ以前の複数の推定最高血圧値と比較し、推定最高血圧値が所定量だけ変化したか否かを決定する。推定最高血圧値が所定量だけ変化していなければ、制御はステップＳＳに進む。そうでなければ、制御はステップＳＴに進む。ステップＳＳにおいて、制御装置は、新たなオシロメトリック式血圧測定を開始するための所定時間が経過したか否かを判定する。オシロメトリック式血圧測定の所定の間隔時間は、好適には、ユーザによってユーザ入力装置４６を介して設定される。所定の間隔時間が経過すれば、制御はステップＳＣに戻り、新たなオシロメトリック式血圧測定が開始される。そうでなければ、制御はステップＳＫに戻る。ステップＳＴにおいて、制御装置は、ユーザに対して、推定最高血圧値が変化したことを説明するメッセージを表示する。制御装置は、さらに、心拍数の変化等の生体の状態の評価に役に立ち得る他の情報をユーザに対して表示することができる。次いで、制御はステップＳＣに戻り、新たなオシロメトリック式血圧測定が開始される。図１０Ａと図１０Ｂは、ステップＳＪにおける生体の血圧を測定するための好適な制御ルーチンを示す。本ルーチンはステップＳＪ１で開始し、ステップＳＪ２に進む。ステップＳＪ２において、制御装置は、脈波フィルタ回路２６から供給された信号中に１個のオシロメトリックパルスを捜す。制御装置が１個のオシロメトリックパルスを検出したならば、その振幅を測定する。さらに、制御装置は、そのオシロメトリックパルスが検出された時間におけるカフ１２内の空気圧を決定する。制御装置は、カフ１２内の空気圧を、静圧フィルタ回路２４の出力信号から決定する。制御装置は、得られたオシロメトリックパルスの振幅とカフ圧に対して索引番号を付し、後で利用するために、それらの値を保持する。次いで、制御はステップＳＪ３に進む。ステップＳＪ３において、制御装置は、図１１に示す好適な制御ルーチンに従って、１個のオシロメトリックパルスを検出し、そのパルスが不整脈によるものであるならば、そのパルスの振幅を補正する。次に、ステップＳＪ４において、制御装置は、ステップＳＪ３で検出されたバルスに対応する脈波伝播時間ＤＴＲ。を決定する。さらに、その脈波伝播時間ＤＴ_RPに対して、ステップＳＪ２でオシロメトリックパルスとそれに対応するカフ圧に付したと同一の索引番号を付する。ステップＳＪ５において、制御装置は、良く知られたオシロメトリック式血圧測定法に従って、オシロメトリックパルス振幅とカフ圧のデータを処理する。次いで、制御は、ステップＳＪ６に進み、制御装置は、生体の最高、最低、平均血圧値とオシロメトリック心拍数とが既に決定されたか否かを判定する。既に決定されたならば、制御はステップＳＪ７に進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ８に進む。ステップＳＪ７において、制御装置は、中止フラグを“偽”に設定する。次いで、制御はステップＳＪ１４に進む。ステップＳＪ８において、制御装置は、オシロメトリック式血圧測定が中止させられたか否かを判定する。血圧測定が中止させられたならば、制御はステップＳＪ９に進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１０に進む。ステップＳＪ９において、制御装置は、中止フラグを“真”に設定する。次いで、制御はステップＳＪ１４に進む。ステップＳＪ１０において、制御装置は、カフ１２の排圧速度をチェックし、排圧速度が高過ぎるかもしくは低過ぎる場合には、それを調整する。次いで、ステッブＳＪ１１において、制御装置は、カフ１２の排圧速度が高過ぎしかもそれ以上低下させることができるか否かを判定する。高すぎる排圧速度を低下させることができない場合には、制御はステップＳＪ１２に進む。できない場合は、制御はステップＳＪ１３に進む。ステップＳＪ１２において、制御装置は、中止フラグを“真”に設定する。次いで、制御はステップＳＪ１４に進む。ステップＳＪ１３において、制御装置は、カフ内の圧力Ｐ_Cが所定の最低圧力値Ｐ_minより低いか否かを決定する。カフ圧Ｐ_Cが最低値Ｐ_minより低い場合には、制御はステップＳＪ１４に進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ２に戻り、オシロメトリックパルス検出処理を続行する。ステップＳＪ１４において、制御装置は、切り換えバルブ２０を急速排圧状態に切り換えて、今回のオシロメトリック式血圧測定を終了する。次に、ステップＳＪ１５において、制御装置は、中止フラグの状態を確認する。中止フラグが“ 真”に設定されていれば、制御はステップＳＪ１６に進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１７に進む。ステップＳＪ１６において、制御装置は、図１２に示す好適な制御ルーチンに従って、血圧測定が中止させられた原因を特定するための評価処理を実行する。次に、ステップＳＪ１７において、制御装置は、図１３Ａと図１３Ｂに示す好適な制御ルーチンに従って、オシロメトリック式血圧測定の精度を判定するための評価処理を実行する。次いで、制御はステップＳＪ１８に進む。ステップＳＪ１８において、制御装置は、ステップＳＪ１７の“精度評価”処理に基づいて、信頼性の高いオシロメトリック式血圧測定がなされたか否かを判定する。信頼性の高いオシロメトリック式血圧測定がなされたならば、制御はステッブＳＪ１９に進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ２３に進む。ステップＳＪ１９において、制御装置は、測定されたオシロメトリック血圧値を利用して血圧／脈波速度関係を較正する。次いで、制御はステップＳＪ２０に進み、制御装置は、図１４に示す好適な制御ルーチンに従って、オシロメトリック式血圧測定中の生体血圧の安定度を評価する。次いで、ステップＳＪ２１において、制御装置は、ステップＳＪ２０で設定された傾きフラグの状態を確認することによって、オシロメトリック式血圧測定の間、推定血圧値が一定であったか否かを判定する。推定血圧値が一定でなかったならば、制御はステップＳＪ２２に進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ２６を経由して主制御ルーチンのスッテブＳＫに戻る。ステップＳＪ２２において、制御装置は、図１５に示す好適な制御ルーチンに従って、得られたオシロメトリック最低血圧値に対応するパルスの最高血圧値を推定する。次いで、制御はステップＳＪ２６に進む。ステップＳＪ２３において、制御装置は、前回の血圧／脈波速度関係が利用可能か否かを判定する。前回の関係が利用可能ならば、制御はステップＳＪ２４に進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ２５に進む。ステップＳＪ２４において、制御装置は、前回の血圧／脈波速度関係を、生体血圧の監視に利用するために保持する。次いで、制御はステップＳＪ２６に進む。ステップＳＪ２５において、制御装置は、生体の血圧が変化するとその脈波速度が変化することを利用して、生体の血圧を間接的に監視するためにその脈波速度を監視する。次いで、制御はステップＳＪ２６に進む。図１１は、ステップＳＪ３において、不整脈によって生じたオシロメトリックパルスを検出、補正する方法を示す。本制御ルーチンはステップＳＪ３Ａで開始し、ステップＳＪ３Ｂに進み、最後に検出されたオシロメトリックパルスからの時間間隔Ｔ₀を測定する。次に、ステップＳＪ３Ｃにおいて、制御装置は、脈波周期測定回路９８から、最後の２つの心電波形パルスの間の時間であるビート間隔時間を取得する。さらに、制御装置は、脈波面積異常判定回路１０８から、最後のパルスについてそのパルスのタイプ、即ち、正常か異常かに関する情報を取得する。次いで、制御はステップＳＪ３Ｄに進み、制御装置は、ステップＳＪ３Ｃで取得したデータを所定の基準と比較することによって、今回の心拍が正常なビートであるか不整脈であるかを判定する。制御装置が今回の心拍を異常と判定した場合には、制御はステップＳＪ３Ｅに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ３Ｌに進む。ステップＳＪ３Ｅにおいて、制御装置は、良く知られた方法に従って、その異常パルスが不整脈によるパルスか体動によるパルスかをそれに対応する心電波形に基づいて判定する。制御装置がその異常パルスを不整脈パルスと判定した場合には、制御はステップＳＪ３Ｆに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ３Ｈに進む。ステップＳＪ３Ｐにおいて、制御装置は、光電脈波検出器５６によって検出された脈波波形から最後の正常パルスの振幅と今回のプレチスモグラフパルスの振幅とを取得する。次に、ステップＳＪ３Ｇにおいて、制御装置は、式(21)の関係に従って、今回のオシロメトリックパルスの振幅を補正する。ＳＭ₁（c）＝ＳＭ₁（a）［ΔＶ_f（n）／ΔＶ_f（a）］式(21) 但し、ＳＭ_f（c）は補正されたオシロメトリックパルス振幅信号であり、ＳＭ ₁（a）は測定されたオシロメトリックパルス振幅信号であり、ΔＶ_f（n）は最後の正常なプレモグラフパルスの振幅であり、ΔＶ_f（a）は今回のプチスモグラフパルスの振幅である。次いで、制御はステップＳＪ３Ｍを経由してステップＳＪ４に戻る。ステップＳＪ３Ｈにおいて、制御装置は、最後のオシロメトリックパルスと体動パルスの間の時間間隔Ｔ₀を今回の心電波形パルス間隔Ｔ_ECGと比較する。前者が後者の７５％未満であれば、制御はステップＳＪ３Ｉに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ３Ｋに進む。ステップＳＪ３Ｉにおいて、制御装置は、そのパルスを“早期体動パルス”と判定して、採用を拒否する。次いで、制御はステップＳＪ３Ｊを経由してステップＳＪ２に戻る。ステップＳＪ３Ｋにおいて、制御装置は、そのパルスを“体動パルス”と判定して、採用を拒否する。次いで、制御はステップＳＪ３Ｍに進む。ステップＳＪ３Ｌにおいて、制御装置は、前回の心拍が正常な心拍であったか否かを判定する。前回の心拍が正常であったならば、制御はステップＳＪ３Ｍに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ３Ｎに進む。ステップＳＪ３Ｎにおいて、制御装置は、前回の心拍が体動と不整脈の何れであったかを判定する。前回の心拍が体動であったならば、今回のオシロメトリックパルスは保持され、制御はステップＳＪ３Ｍに進む。そうでなければ、制御装置は、前回の心拍が不整脈であったと判定し、制御はステップＳＪ３Ｇに進む。図１２は、ステップＳＪ１６における、中止された血圧測定評価処理のための好適な制御ルーチンを示す。本制御ルーチンはステップＳＪ１５Ａで開始し、ステッブＳＪ１５Ｂに進み、すべてのデータ質フラグを“偽”とする。次に、ステップＳＪ１５Ｃにおいて、制御装置は、血圧測定処理が中止されたのはカフの排圧速度が高過ぎたためであったか否かを判定する。カフの高過ぎる排圧速度は、カフ１２、配管１６または圧力調節装置の空気漏れによって生じ得る。制御装置が、カフの排圧速度が高過ぎたと判定すれば、制御はステップＳＪ１５Ｄに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１５Ｇに進む。ステップＳＪ１５Ｄにおいて、制御装置は、アラームを作動させた上で、表示装置４４上に、カフ１２等に空気漏れその他の問題がないかどうかをユーザにチェックするように求めるメッセージを表示する。次いで、制御はステップＳＪ１５Ｅに進み、制御装置は、較正フラグを“偽”に設定する。次に、制御は、ステッブＳＪ１５Ｆを経由してステップＳＪ１７に戻る。ステップＳＪ１５Ｇにおいて、制御装置は、血圧測定処理が中止されたのは体動ノイズのためであったか否かを判定する。体動ノイズは、生体の過度の体動によって生じ得る。血圧測定処理が体動ノイズのために中止された場合には、制御はステップＳＪ１５Ｈに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１５Ｌに進む。ステップＳＪ１５Ｈにおいて、制御装置は、体動中止フラグの値を１だけ増加させる。次いで、制御はステップＳＪ１５Ｉに進み、制御装置は、体動中止フラグの値を確認する。体動中止フラグの値が、３回目の体動中止を示す３であれば、制御はステップＳＪ１５Ｊに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１５Ｋを経由してステップＳＪ２に戻る。ステップＳＪ１５Ｊにおいて、制御装置は、アラームを作動させると共に、表示器４４上に、ユーザに患者をチェックする必要があることを知らせるメッセージを表示する。次いで、制御はステップＳＪ１５Ｅに進む。ステップＳＪ１５Ｌにおいて、制御装置は、血圧測定処理が中止されたのはバルスの振幅が小さかったためであるか否かを判定する。オシロメトリックパルスの振幅は、カフ１２が極めてゆるかったり、空気の流路が障害されているといった装置状態によって、小さくなり得る。オシロメトリックパルスの振幅は、また、ショックによる低血圧等の生理学的状態によっても、小さくなり得る。オシロメトリックパルスの振幅が生理学的状態によって小さくなった場合には、ユーザにとって、パルス振幅の小さい理由が心拍数が低いためであるのか、否か、あるいは、心臓血管系が心拍数を増加させることによって補償しようとしているか否かを知ることが重要である。血圧測定処理の中止がオシロメトリックパルス振幅の小ささによるものであった場合は、制御はステップＳＪ１５Ｍに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１５Ｐを経由してステップＳＪ１７に戻る。ステップＳＪ１５Ｍにおいて、制御装置は、推定血圧値決定回路９６から得られる推定血圧が低下しているか否かを判定する。制御装置が推定血圧が低下していると判定すれば、制御はステップＳＪ１５Ｎに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１５Ｏに進む。ステップＳＪ１５Ｎにおいて、制御装置は、アラームを作動させると共に、表示器４４上に、生体の血圧が低下しているかもしれないことをユーザに知らせるメッセージを表示する。次に、ステップＳＪ１５Ｏにおいて、制御装置は、生体の心拍数が上昇もしくは低下しているか否かを判定する。生体の心拍数が上昇もしくは低下していれば、制御はステップＳＪ１５Ｐに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１５Ｑに進む。ステップＳＪ１５Ｐにおいて、制御装置は、アラームを作動させると共に、表示器４４上に、生体の心拍数が上昇しているかもしくは低下していることをユーザに知らせるメッセージを表示する。ステップＳＪ１５Ｑにおいて、制御装置は、生体の血圧を測定しようとする今回の試みが３回目であるか否かを判定する。３回目であるならば、制御はステップＳＪ１５Ｒに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１５Ｋに進む。ステップＳＪ１５Ｒにおいて、制御装置は、アラームを作動させると共に、表示器４４上に、生体とカフ１２とをチェックする必要があることをユーザに知らせるメッセージを表示する。次いで、制御はステップＳＪ１５Ｓに進み、較正フラグを“偽”にセットする。次いで、制御はステップＳＪ１５Ｆを経由してステップＳＪ１７に戻る。ステップＳＪ１７においてオシロメトリック式血圧測定の精度を評価するための好適な制御ルーチンを図１３Ａと図１３Ｂに示す。本ルーチンはステップＳＪ１６Ａで開始し、ステップＳＪ１６Ｂに進み、制御装置は、最高、最低、平均血圧値を決定するために使用したオシロメトリックパルスの前後のパルスの何れかが体動パルスであるか否かを判定する。さらに、制御装置は、オシロメトリック式血圧測定中に実際に検出されたパルスの数がどれくらいであったかを、血圧測定中の心拍数の合計に対するその百分率で決定する。制御装置は、決定された血圧に対する体動パルスの効果を、連続する体動パルスの数や、血圧の決定に使用されたオシロメトリックパルス間のカフ圧変化の大きさ等の所定の基準に従って評価する。制御装置が体動パルスによる誤差が大き過ぎると判定した場合には、制御はステップＳＪ１６Ｃに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１６Ｄに進む。ステップＳＪ１６Ｃにおいて、制御装置は、表示器４４上に、血圧の精度が体動パルスのために低すぎることと、血圧測定を繰り返すであろうこととをユーザに知らせるメッセージを表示する。次いで、制御はステップＳＪ１６１に進む。ステップＳＪ１６Ｄにおいて、制御装置は、オシロメトリック式血圧測定中に最高、最低、平均血圧を決定するために使用したパルスの前後で発生した不整脈パルスの数を測定する。不整脈パルスの数が、所定数よりも大きい場合には、制御はステップＳＪ１６Ｅに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１６Ｆに進む。ステップＳＪ１６Ｅにおいて、制御装置は、アラームを作動させると共に、表示器４４上に、血圧の精度が不整脈パルスの数が多過ぎるために低すぎることと血圧測定を繰り返すであろうこととをユーザに知らせるメッセージを表示する。次いで、制御はステップＳＪ１６Ｉに進む。ステップＳＪ１６Ｆにおいて、制御装置は、オシロメトリック式血圧測定中における心拍間のカフ圧変化の平均値を決定する。次に、ステップＳＪ１６Ｇにおいて、制御装置は、決定された平均カフ圧変化値が所定値を越えるものであるか否を判定する。越える場合には、制御はステップＳＪ１６Ｈに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１６Ｏに進む。ステップＳＪ１６Ｈにおいて、制御装置は、アラームを作動させると共に、表示器４４上に、心拍数が低過ぎるために血圧の精度が低すぎることをユーザに知らせるメッセージを表示する。次いで、制御はステップＳＪ１６Ｉに進む。次に、ステップＳＪ１６Ｉにおいて、制御装置は、血圧の精度が低すぎるとの判定が今回で連続３回目になるか否かを判定する。答えが否であれば、制御はステッブＳＪ１６Ｊを経由してステップＳＪ２に進む。３回目であれば、制御はステッブＳＪ１６Ｋに進む。ステップＳＪ１６Ｋにおいて、制御装置は、上記３回の血圧測定の結果を分析する。次に、ステップＳＪ１６Ｌにおいて、制御装置は、誤差のない最高、最低、平均血圧値をその３回の血圧測定の結果の組み合わせから取得することが可能か否かを判定する。答えが否であれば、制御はステップＳＪ１６Ｍに進む。可能であれば、制御はステップＳＪ１６Ｏに進む。ステップＳＪ１６Ｍにおいて、制御装置は、アラームを作動させると共に、表示器４４上に、血圧測定の精度が低すぎるために血圧／脈波速度関係を較正することができないことと、ユーザが生体をチェックする必要があることとをユーザに知らせるメッセージを表示する。次に、ステップＳＪ１６Ｎにおいて、制御装置は較正フラグを“偽”セットする。次いで、制御装置はステップＳＪ１６Ｙを経由してステップＳＪ１８に戻る。ステップＳＪ１６Ｏにおいて、制御装置は、較正フラグを“真”にセットする。次に、ステップＳＪ１６Ｐにおいて、制御装置は、最高血圧値が測定された時のパルスが体動パルスであったか否かを判定する。体動パルスであった場合には、制御はステップＳＪ１６Ｑに進み、制御装置は最高血圧値フラグを“真”にセットする。そうでなければ、制御はステップＳＪ１６Ｒに進む。ステップＳＪ１６Ｒにおいて、制御装置は、平均血圧値が測定された時のバルスが体動パルスであったか否かを判定する。体動パルスであった場合には、制御はステップＳＪ１６Ｓに進み、制御装置は平均血圧値フラグを“真”にセットする。そうでなければ、制御はステップＳＪ１６Ｔに進む。ステップＳＪ１６Ｔにおいて、制御装置は、最低血圧値が測定された時のバルスが体動パルスであったか否かを判定する。体動パルスであった場合には、制御はステップＳＪ１６Ｕに進み、制御装置は最低血圧値フラグを“真”にセットする。そうでなければ、制御はステップＳＪ１６Ｖに進む。ステップＳＪ１６Ｖにおいて、制御装置は、最高、最低、平均血圧フラグのいずれかが“真”にセットされているか否かを判定する。いずれかのフラグが“真 ”にセットされていれば、制御はステップＳＪ１６Ｗに進む。そうでなければ、制御はステップＳＪ１６Ｙに進む。ステップＳＪ１６Ｗにおいて、制御装置は、オシロメトリック式血圧測定の精度を推定する。制御装置は、好適には、この推定を、オシロメトリック式血圧測定の既知の誤差の平方を、消去された体動パルスによって生じた心拍間のカフ圧変化の増加による誤差の平方に加えることによって行う。上記の誤差の和の平方根は、消去された体動パルスによって導入された誤差を表す。次に、ステップＳＪ１６Ｘにおいて、制御装置は、ステップＳＪ１６Ｗで決定された精度に基づいて、新たな血圧測定を行う必要があるか否かを判定するために使用される基準を補正する。次いで、制御はステップＳＪ１６Ｙを経由してステップＳＪ１８に戻る。ステップＳＪ２０においてオシロメトリック式血圧測定中の生体血圧の変化を評価するための好適な制御ルーチンを図１４に示す。本ルーチンはステップＳＪ１９Ａで開始し、ステップＳＪ１９Ｂに進み、制御装置は、血圧／脈波速度関係に従って、オシロメトリック式血圧測定中に生じた各心拍に対応する推定最高血圧値を決定する。次に、ステップＳＪ１９Ｃにおいて、制御装置は、推定血圧値のプロットの時間に対する傾きを決定する。次に、ステップＳＪ１９Ｄにおいて、制御装置は、ステップＳＪ１９Ｃで決定された傾きが０に等しいか否かを判定する。傾きが０に等しいならば、制御はステップＳＪ１９Ｅに進む。そうでなければ、制御はステッブＳＪ１９Ｆに進む。ステップＳＪ１９Ｅにおいて、制御装置は、傾きフラグを“真”にセットする。次いで、制御はステップＳＪ１９Ｇを経由してステップＳＪ２１に戻る。ステップＳＪ１９Ｆにおいて、制御装置は、傾きフラグを“偽”にセットする。次いで、制御はステップＳＪ１９Ｇに進む。ステップＳＪ２２においてオシロメトリック式血圧測定の終了時に最高血圧値を推定するための好適な制御ルーチンを図１５に示す。本ルーチンはステップＳＪ２２Ａで開始し、ステップＳＪ２２Ｂに進み、制御装置は、血圧測定回路９０から、決定されたオシロメトリック最低血圧値に対応するパルスの索引番号を取得する。次に、ステップＳＪ２２Ｃにおいて、制御装置は、そのパルスに対応する推定最高血圧値を取得する。次いで、制御はステップＳＪ２２Ｄに進む。ステップＳＪ２２Ｄにおいて、制御装置は、表示器４４上に、推定最高血圧値とオシロメトリック最低血圧値とを表示する。次に、ステップＳＪ２２Ｅにおいて、制御装置は、表示器４４上で、生体の血圧がオシロメトリック式血圧測定中に変化したことと、表示された最高血圧値が推定値であることとを、ユーザにインジケータで知らせるか、または、そのようなメッセージを表示する。次に、制御はステップＳＪ２２Ｆを経由してステップＳＪ２６に戻る。ステップＳＮにおいて、ユーザによって特定された生体状態評価チェックを実行するための好適な制御ルーチンを図１６に示す。本ルーチンはステップＳＮ１で開始し、ステップＳＮ２に進み、制御装置は、ユーザが患者データチェックを要求したか否かを判定する。ユーザが何らかの患者データチェックを要求した場合は、制御はステップＳＮ３に進む。そうでなければ、制御はステップＳＮ８に進む。ステップＳＮ３において、制御装置は、ユーザによって要求されたチェックを一回に一つずつ質問記憶領域１２２から処理のために取り出す。各ユーザチェックは、『今回の最高血圧値は前回の最高血圧値よりも高いですか』等の論理文として構成されている。次に、ステップＳＮ４において、制御装置は、ステップＳＮ３で取り出したユーザチェックが正しいか否かを判定する。ユーザチェックが正しければ、制御はステップＳＮ５に進む。そうでなければ、制御はステップＳＮ７に進む。ステップＳＮ５において、制御装置は、ユーザメッセージを、好適には、変数を論理記号の言語的記述（『より大きい』等）と連結することによって構成する。あるいは、制御装置は、単に論理記号のみを表示することも可能である。例えば、ユーザチェックである『今回の最高血圧値は前回の最高血圧値よりも高いですか』の質問が正しければ、制御装置は、『今回の最高血圧値は前回の最高血圧値よりも高い』というメッセージか、もしくは、『今回の最高血圧値＞前回の最高血圧値』というより簡単なメッセージを作成する。次に、ステップＳＮ６において、制御装置は、ステップＳＮ５で構成されたユーザチェックメッセージを表示する。ユーザが設定していれば、制御装置は、メッセージを表示する際に警報音も併せて発生させる。次に、ステップＳＮ７において、制御装置は、ユーザによって入力された患者データチェックがすべて終了したか否かを判定する。患者データチェックがすべて終了した場合には、制御はステップＳＮ８を経由してステップＳＯに戻る。そうでなければ、制御はステップＳＮ３に戻る。カフ圧調節回路８８と、脈波フィルタ回路２６と、静圧フィルタ回路２４と、血圧測定回路９０と、不整脈補正回路１１４と、オシロメトリック最高血圧値補正回路１１６と、質保証データチェック回路１１８と、血圧／脈波伝播情報関係決定回路９４と、推定血圧値決定回路９６と、推定血圧値異常判定回路１０８と、脈波面積異常判定回路１１０と、脈波周期異常判定回路１１２と、脈波伝播情報取得回路９２と、脈波面積決定回路１０４と、関係補正回路１０２と、心拍数測定回路１００と、脈波周期測定回路９８とを含む電子制御装置２８は、好適には、プログラムされた汎用コンピュータを用いて実施される。もっとも、電子制御装置２８は、専用のコンピュータ、プログラムされたマイクロプロセッサもしくはマイクロコントローラと周辺集積回路素子、ＡＳＩＣ他の集積回路、ディスクリートエレメント回路等のハード的に連結された電子もしくは論理回路、ＦＰＧＡ，ＰＬＤ，ＰＬＡ，ＰＡＬ等のプログラム可能な論理装置等を用いて実施することも可能である。一般に、図９〜１６に示すフローチャートの実行が可能で図２〜４に示す周辺装置の制御が可能な有限状態機械を含む如何なる装置も、本発明の電子制御装置２８として採用することができる。以上、本発明の好適な実施例を説明したが、本発明は多くの選択、修正、変更を伴って実施することが可能であることは当業者に自明である。例えば、上記実施例では、脈波伝播情報取得回路９２は、心電波形上のＲ点と光電検出器５６によって検出された生体脈波の最低点の間で時間差ＤＴ_RPを決定した。しかし、この時間差は、心電波形のＱ点もしくはＳ点から生体脈波上の最高点もしくは最低点までの時間差として求めてもよい。一般に、この時間差は、心電波形の任意の所定の周期的点から生体の脈波上の任意の所定の周期的点までの時間差として求めることが可能である。このように、本発明の実施例に関する上記の記載は発明の説明のためのものに過ぎず、何ら限定的なものではない。従って、下記の請求の範囲に記載された発明の精神および範囲を逸脱しない限りにおいて、本発明には種々の変更が加えられ得る。

【手続補正書】【提出日】平成１２年６月２３日（２０００．６．２３）【補正内容】特許請求の範囲１．異常なオシロメトリック圧脈波を識別し補正するシステムであって、オシロメトリック式の血圧測定中に生体の心筋によって発生させられて生体の動脈を伝播するオシロメトリック圧脈波を検出するオシロメトリック脈波検出装置と、異常なオシロメトリック圧脈波を識別し、その異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する異常パルス補正回路とを含むシステム。２．異常なオシロメトリック圧脈波を識別し補正する方法であって、生体の第１部分からオシロメトリック圧脈波を検出する工程と、その検出されたオシロメトリック圧脈波が正常か異常かを判定する工程と、異常と判定されたオシロメトリック圧脈波が不整脈によって生じたものか否かを判定する工程と、前記異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈によるものと判定された場合に、その異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程とを含む方法。３．異常なオシロメトリック圧脈波を識別し補正する方法であって、生体の第１部分からオシロメトリック圧脈波を検出する工程と、生体の第２部分から、その検出されたオシロメトリック圧脈波に対応する第１脈波を検出する工程と、生体の第３部分から、前記検出されたオシロメトリック圧脈波に対応する第２脈波を検出する工程と、生体の前記第２部分から検出された連続する第１脈波上の所定の周期的点の間の時間差を決定する工程と、その決定された時間差から、対応する脈波周期を決定する工程と、生体の前記第３部分から検出された第２脈波から対応する脈波面積を決定する工程と、前記検出されたオシロメトリック圧脈波が正常か異常かを、それに対応する脈波周期と脈波面積とに基づいて判定する工程と、異常と判定されたオシロメトリック圧脈波が不整脈によって生じたものか否かを判定する工程と、前記異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈によるものと判定された場合に、その異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程とを含む方法。

Claims

【特許請求の範囲】１．異常なオシロメトリック圧脈波を識別し補正するシステムであって、オシロメトリック式の血圧測定中に生体の心筋によって発生させられて生体の動脈を伝播するオシロメトリック圧脈波を検出するオシロメトリック脈波検出装置と、異常なオシロメトリック圧脈波を識別し、その異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する異常パルス補正回路とを含むシステム。２．前記オシロメトリック脈波検出装置が、生体の一部に可変の圧迫圧力を加える圧迫装置を含む請求項１のシステム。３．前記圧迫装置が、生体の前記一部に巻き回されてその一部に圧迫圧力を加えることができるカフと、オシロメトリック式の血圧測定中に、前記カフによって生体の前記一部に加えられる圧迫圧力を変更し調節するカフ圧調節回路とを含む請求項２のシステム。４．さらに、生体の第１部分から第１脈波を検出する第１脈波検出装置と、生体の第２部分から第２脈波を検出する第２脈波検出装置と、前記第１脈波検出装置によって検出された連続する脈波上の所定の周期的点の間の時間差に基づいて脈波周期を決定する脈波周期測定回路と、前記第２脈波検出装置によって検出された各脈波に関する脈波面積を決定する脈波面積決定回路と、前記脈波周期測定回路によって決定された脈波周期が正常か異常かを判定する脈波周期異常判定回路と、前記脈波面積決定回路によって決定された脈波面積が正常か異常かを判定する脈波面積異常判定回路とを含む請求項１のシステム。５．前記異常パルス補正回路が、前記脈波周期異常判定回路と前記脈波面積異常判定回路のそれぞれの判定結果に基づいて、前記異常なオシロメトリック圧脈波を識別するものである請求項４のシステム。６．前記第１脈波検出装置が心電波形検出装置を含む請求項４のシステム。７．前記異常パルス補正回路が、異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈によって生じたものであるか否かを、前記心電波形検出装置によって検出された対応する脈波の形状に基づいて判定するものである請求項６のシステム。８．前記第２脈波検出装置がオキシメータ・センサを含む請求項４のシステム。９．前記オキシメータ・センサが光電脈波検出器を含む請求項８のシステム。１０．異常なオシロメトリック圧脈波を識別し補正する方法であって、生体の第１部分からオシロメトリック圧脈波を検出する工程と、その検出されたオシロメトリック圧脈波が正常か異常かを判定する工程と、異常と判定されたオシロメトリック圧脈波が不整脈によって生じたものか否かを判定する工程と、前記異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈によるものと判定された場合に、その異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程とを含む方法。１１．さらに、前記異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈によるものでない場合に、その異常なオシロメトリック圧脈波を人工ノイズと判別する工程を含む請求項１０の方法。１２．前記検出されたオシロメトリック圧脈波が正常か異常かを判定する工程が、前記検出されたオシロメトリック圧脈波に対応する脈波周期を決定する工程と、前記検出されたオシロメトリック圧脈波に対応する脈波面積を決定する工程と、前記検出されたオシロメトリック圧脈波が正常か異常かを、それに対応する脈波周期と脈波面積とに基づいて判定する工程とを含む請求項１０の方法。１３．前記脈波周期を決定する工程が、生体の第２部分から第１脈波を検出する工程と、生体の前記第２部分から検出された連続する第１脈波上の所定の周期的点の間の時間差を決定する工程とを含む請求項１２の方法。１４．前記生体の第２部分から第１脈波を検出する工程が、生体の前記第２部分から心電波形を検出する工程を含む請求項１３の方法。１５．前記異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈によって生じたものか否かを判定する工程が、前記異常なオシロメトリック圧脈波に対応する心電波形の形状を決定する工程と、その心電波形の形状に基づいて、前記異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈によるものか否かを判定する工程とを含む請求項１４の方法。１６．前記脈波面積を決定する工程が、生体の第２部分から第１脈波を検出する工程と、生体の前記第２部分から検出された各脈波に関する脈波面積を決定する工程とを含む請求項１２の方法。１７．前記生体の第２部分から第１脈波を検出する工程が、生体の前記第２部分からプレチスモグラフ脈波を検出する工程を含む請求項１６の方法。１８．前記異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程が、生体の前記第２部分から検出された最後の正常な脈波の振幅を決定する工程と、生体の前記第２部分から検出された今回の脈波の振幅を決定する工程と、前記異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を、生体の前記第２部分から検出された最後の正常な脈波の振幅と今回の脈波の振幅とに基づいて補正する工程とを含む請求項１６の方法。１９．前記異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程が、以下の関係、ＳＭ₁(c)＝ＳＭ₁(a)［ΔＶ_f（n）／ΔＶ_f（a）］但し、ＳＭ₁(c)は前記異常なオシロメトリック圧脈波の補正された振幅であり、ＳＭ₁(a)は前記異常なオシロメトリック圧脈波の振幅であり、ΔＶ_f（n）は生体の前記第２部分から検出された最後の正常な脈波の振幅であり、ΔＶ_f（a ）は生体の前記第２部分から検出された今回の脈波の振幅である、を利用するものである請求項１８の方法。２０．さらに、今回のオシロメトリック圧脈波が正常と判定された場合に、前回のオシロメトリック圧脈波が不整脈によるものであるか否かを判定する工程と、前回のオシロメトリック圧脈波が不整脈によるものと判定された場合に、今回のオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程とを含む請求項１６の方法。２１．前記今回のオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程が、生体の前記第２部分から検出された最後の正常な脈波の振幅を決定する工程と、生体の前記第２部分から検出された今回の脈波の振幅を決定する工程と、生体の前記第２部分から検出された最後の正常な脈波の振幅と今回の脈波の振幅とに基づいて、前記今回のオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程とを含む請求項２０の方法。２２．前記今回のオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程が、以下の関係、ＳＭ₁(c)＝ＳＭ₁(a)［ΔＶ_f（n）／ΔＶ_f（a）］但し、ＳＭ₁(c)は前記今回のオシロメトリック圧脈波の補正された振幅であり、ＳＭ₁(a)は前記今回のオシロメトリック圧脈波の振幅であり、ΔＶ_f（n）は生体の前記第２部分から検出された最後の正常な脈波の振幅であり、ΔＶ_f（a ）は生体の前記第２部分から検出された今回の脈波の振幅である、を利用するものである請求項２１の方法。２３．異常なオシロメトリック圧脈波を識別し補正する方法であって、生体の第１部分からオシロメトリック圧脈波を検出する工程と、生体の第２部分から、その検出されたオシロメトリック圧脈波に対応する第１脈波を検出する工程と、生体の第３部分から、前記検出されたオシロメトリック圧脈波に対応する第２脈波を検出する工程と、生体の前記第２部分から検出された連続する第１脈波上の所定の周期的点の間の時間差を決定する工程と、その決定された時間差から、対応する脈波周期を決定する工程と、生体の前記第３部分から検出された第２脈波から対応する脈波面積を決定する工程と、前記検出されたオシロメトリック圧脈波が正常か異常かを、それに対応する脈波周期と脈波面積とに基づいて判定する工程と、異常と判定されたオシロメトリック圧脈波が不整脈によって生じたものか否かを判定する工程と、前記異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈によるものと判定された場合に、その異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程とを含む方法。２４．さらに、前記異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈によるものでなかった場合に、その異常なオシロメトリック圧脈波を人工ノイズと判別する工程を含む請求項２３の方法。２５．前記生体の第２部分から第１脈波を検出する工程が、生体の前記第２部分から心電波形を検出する工程を含む請求項２３の方法。２６．前記異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈によって生じたものか否かを判定する工程が、前記異常なオシロメトリック圧脈波に対応する心電波形の形状を決定する工程と、その心電波形の形状に基づいて、前記異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈によって生じたものか否かを判定する工程とを含む請求項２５の方法。２７．前記生体の第３部分から第２脈波を検出する工程が、生体の前記第３部分からプルチスモグラフ脈波を検出する工程を含む請求項２３の方法。２８．前記異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程が、生体の前記第３部分から検出された最後の正常な脈波の振幅を決定する工程と、生体の前記第３部分から検出された今回の脈波の振幅を決定する工程と、前記異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を、生体の前記第３部分から検出された最後の正常な脈波の振幅と今回の脈波の振幅とに基づいて補正する工程とを含む請求項２３の方法。２９．前記異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程が、以下の関係、ＳＭ₁(c)＝ＳＭ₁(a)［ΔＶ_f（n）／ΔＶ_f（a）］但し、ＳＭ₁(c)は前記異常なオシロメトリック圧脈波の補正された振幅であり、ＳＭ₁(a)は前記異常なオシロメトリック圧脈波の振幅であり、ΔＶ_f（n）は生体の前記第３部分から検出された最後の正常な脈波の振幅であり、ΔＶ_f（a ）は生体の前記第３部分から検出された今回の脈波の振幅である、を利用するものである請求項２８の方法。３０．さらに、今回のオシロメトリック圧脈波が正常と判定された場合に、前回のオシロメトリック圧脈波が不整脈によるものであるか否かを判定する工程と、前回のオシロメトリック圧脈波が不整脈によるものと判定された場合に、今回のオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程とを含む請求項２３の方法。３１．前記今回のオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程が、生体の前記第３部分から検出された最後の正常な脈波の振幅を決定する工程と、生体の前記第３部分から検出された今回の脈波の振幅を決定する工程と、生体の前記第３部分から検出された最後の正常な脈波の振幅と今回の脈波の振幅とに基づいて、前記今回のオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程とを含む請求項３０の方法。３２．前記今回のオシロメトリック圧脈波の振幅を補正する工程が、以下の関係、ＳＭ₁(ｃ)＝ＳＭ₁(a)［ΔＶ_f（n）／ΔＶ_f（a）］但し、ＳＭ₁(c)は前記今回のオシロメトリック圧脈波の補正された振幅であり、ＳＭ₁(a)は前記今回のオシロメトリック圧脈波の振幅であり、ΔＶ_f（n）は生体の前記第３部分から検出された最後の正常な脈波の振幅であり、ΔＶ_f（a ）は生体の前記第３部分から検出された今回の脈波の振幅である、を利用するものである請求項３１の方法。