JP2006311951A - 血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 カフによる再加圧を行うことなく血圧の連続測定を高精度になしうる血圧測定装置を提供することを目的とする。
【解決手段】 血圧測定装置は被験者の前腕に取り付けて前腕部の血圧値（絶対値）を測定するための第一の圧力センサ４と、被験者の手首に取り付けて血管の収縮に伴って皮膚上に現れる微弱な振動（相対値）を経時的に測定する第二の圧力センサ４１と、両センサ４、４１から得られるデータに基づいて演算処理を行うＣＰＵ２５とを備えてなる。そして、第一、第二の双方の圧力センサ４、４１を使用して予備測定（基準値の取得）を行う。予備測定においては、第一の圧力センサ４により基準となる血圧値（絶対値）が取得される。これにより、本測定の際には、第二の圧力センサ４１から得られる検出信号Ｊｂに基づいて１心拍脈波面積Ｓｎを算出してやれば、１心拍脈波面積Ｓｎの推移に基づいて被験者の最大血圧値Ｐｘ１、最小血圧値Ｐｘ２を経時的に決定することが出来る。
【選択図】 図４

Description

本発明は、血圧測定装置に関する。

従来より知られるデジタル式血圧測定の手法は、オシロメトリック法と呼ばれる圧脈波振動法によるものが一般的である。これは、カフ（腕帯）に空気を送り込んで動脈を圧迫した後、徐々に減圧を過程で血圧を測定する方法であって、心臓の拍動に同期した血管壁の振動をカフに内蔵されたゴム袋の圧力変動（圧脈波）としてとらえるものである。
実開平５−０９５５０２号公報

しかしながら、上記構造では、血圧を連続的に測定しようとすると、被験者に対してカフによる加圧を繰り返し行う必要があり、被験者に負担を強いることとになる。また、血圧は周囲の環境や体内の状態によっても変動しているため、数度の断続的な測定よりは一心拍毎の連続測定ができることが望まれるが、係る要請にも応えることができない。
本発明は上記のような事情に基づいて完成されたものであって、カフによる再加圧を行うことなく血圧の連続測定を高精度になしうる血圧測定装置を提供することを目的とする。

上記の目的を達成するための手段として、請求項１の発明は、被験者の血管を圧迫するためのカフと、このカフによって圧迫された部分から圧脈波を連続して検出する第一の圧力センサと、被験者における前記カフが装着された部分、或いは前記カフが装着された部分より血液の流れ方向に関する下流側の被測定箇所に装着されて血管の収縮、拡張に伴って皮膚上に生ずる微小な振動を連続的に検出し、そのレベルに応じた検出信号を出力する第二の圧力センサとを備え、前記第一の圧力センサと前記第二の圧力センサを同時に使用して測定を行う予備測定に続いて、前記第二の圧力センサのみを使用して本測定を行なう血圧測定装置であって、前記カフのカフ圧と前記圧脈波とに基づいて基準血圧値を決定する基準血圧決定手段と、前記第二の圧力センサから得られる検出信号に基づいて該検出信号の信号面積を、本測定時において心拍ごとに決定する信号面積算出手段と、予備測定で取得した前記基準血圧値、並びに前記心拍ごとの信号面積の推移に基づいて、本測定時に被験者の血圧値を心拍ごとに決定する血圧決定手段と、を備えるところに特徴を有する。

請求項２の発明は、請求項１に記載のものにおいて、被験者の血流速度を計測する血流速度計測手段と、前記血流速度計測手段により計測された被験者の血流速度に基づいて前記血圧決定手段により決定された血圧値の補正を行なう補正手段と、を備えるところに特徴を有する。

請求項３の発明は、請求項２に記載のものにおいて、前記血流速度計測手段は、互いに離れた位置に配される前記第二の圧力センサを含む複数個の圧力センサより構成され、これら各圧力センサの検出信号間の信号遅れ時間に基づいて血流速度が決定されるところに特徴を有する。

請求項４の発明は、請求項１ないし請求項３のいずれかに記載のものにおいて、前記圧脈波に基づいて基準脈波面積を算出する基準脈波面積算出手段と、第二の圧力センサの検出信号を増幅させる増幅手段を備え、該増幅手段は前記予備測定の際に、同検出信号の信号面積が前記基準脈波面積とほぼ等しくなるように検出信号を増幅させるレベルの調整処理を行うところに特徴を有する。

＜請求項１の発明＞
このような構成であれば、一旦、基準圧力値を取得すれば、その後は、第二の圧力センサから検出される検出信号の信号面積の推移に基づいて被検者の血圧値を決定できる。また、血圧値を信号面積に基づいて決定しているから、血管の弾力性を考慮した上での血圧算出が可能となる。というのも、血管の弾力性に応じて圧力センサの検出信号の波形が変化するからである。

＜請求項２の発明＞
このように血流速度に基づいて血圧値を補正する構成とすれば、更に、血流速度の変動による血圧値の測定誤差を最小限に留めることが可能となる。

＜請求項３の発明＞
このように第二の圧力センサが、圧力測定機能と血流速度測定機能を兼ね備えているから、装置全体の構成を簡素化出来る。

＜請求項４の発明＞
予備測定の際に、第二の圧力センサの検出信号は、信号面積が圧脈波の基準脈波面積と等しくなるようにレベル調整される。そして、本測定では、レベル調整後の検出信号の信号面積の推移に基づいて血圧値が算出される。

＜実施形態１＞
本発明に係る血圧測定装置を図１ないし図６を参照して説明する。
血圧測定装置１は被験者の前腕に取り付けて被験者の基準としての血圧値（絶対値）を測定するための第一の圧力センサ４と、被験者の手首に取り付けて血管の収縮に伴って皮膚上に現れる微弱な振動（相対値）を経時的に測定する第二の圧力センサ４１と、両センサ４、４１から得られるデータに基づいて演算処理を行うデータ処理装置２０とを備える。そして、第一、第二の双方の圧力センサ４、４１を使用して測定を行なう予備測定で、基準としての血圧値（後述するＰｍａｘ、Ｐｍｉｎであって、本発明の基準圧力値に相当）を取得した後、第二の圧力センサ４１のみを使用して本測定を行い、被験者の血圧値を連続して算出するものである。以下、両圧力センサ４、４１の構成について説明し、その後、データ処理装置２０内における具体的な処理手順について説明する。

図１において、符号２は被験者の前腕を圧迫するためのカフであり、内部にゴム袋が内蔵されている。このゴム袋にはチューブが接続されていてエアー供給用のポンプ６と接続されている。また、チューブの途中には開閉弁３が介在されていて、その開閉動作によってカフ２内のゴム袋に対するエアーの供給と排気を行うことが出来るようにしてある。さらに、カフ２内にはゴム袋内の空気変動を検出するための第一の圧力センサ４が組み込まれている。

図２に示すように、第二の圧力センサ４１は箱型のセンサ本体４２と、これを被験者の手首に巻きつけて保持するための保持部材としての無端ベルト５１とから構成される。センサ本体４２はケーシング内に感圧素子としての半導体ダイヤフラム４５を収容してなる。半導体ダイヤフラム４５は薄いシート状をなし、ケーシングの下面壁を構成する弾性シート材４３の上面に対して密着状に貼り合わされている。

無端ベルト５１はナイロン等の可撓性を有する合成樹脂材により構成され、表面５１Ａにセンサ本体４２が弾性シート材４３を密着させた状態で固定されている。また、この無端ベルト５１は内部５２にエアを充填可能な袋状に形成されている、そのため、無端ベルト５１の内周側に手首を差込み、これと前後して無端ベルト５１内にエアを供給することで、図３に示すように、センサ本体４２を被験者の手首に固定できるようになっている。

以上のことから、手首部分の血管Ｃが拡張・収縮すると、それが、図３に示すように筋肉、皮膚Ｆに伝わり、皮膚Ｆ上に微弱な振動が生じ、更に、これが無端ベルト５１に伝わる。これにより、弾性シート材４３、ひいては半導体ダイヤフラム４５に歪が生じることで、半導体ダイヤフラム４５の電気抵抗値が変化し、これが出力回路（図示せず）を通じて検出信号として次述するデータ処理装置２０に信号線４６を通じて出力される。

また、本実施形態のものでは、無端ベルト５１に対するエアの充填量を変えることで、第二の圧力センサ４１の検出感度を調整することが出来るようになっている。すなわち、無端ベルト５１内に充填されるエアの量が多ければ、それだけ無端ベルト５１が張った状態にあるから、皮膚Ｆ上の微弱な振動がほとんど減衰されることなく感圧素子に伝わり（感度がよくなる）、これとは反対にエアの充填量を減じてやればその分、減衰し易くなる（感度が緩くなる）。

データ処理装置２０は図４に示すように、Ａ／Ｄ変換部２１、ＣＰＵ２５、メモリ２７、増幅器（本発明の増幅手段に相当）２３から構成されている。第一の圧力センサ４から出力された信号は、フィルタ８によってノイズ成分が除去された後、Ａ／Ｄ変換部２１によってアナログ信号からディジタル信号に変換され、ＣＰＵ２５に入力される。
これに対して、第二の圧力センサ４１から出力された信号はフィルタ８によってノイズ成分が除去された後、一旦、増幅器２３に入力される。そして、増幅器２３によってレベル調整処理（詳細は後述する）が行なわれ、その後、Ａ／Ｄ変換部２１によってアナログ信号からディジタル信号に変換され、ＣＰＵ２５に入力される。

＜予備測定の手順と、ＣＰＵの処理＞
予備測定では、両圧力センサ４、４１を併用させて測定が行われる。具体的には、カフ２により被験者の前腕を圧迫し、続いてポンプ６を駆動させてカフ２のゴム袋へエアーを供給する。このエアーの供給は、少なくとのカフ２による圧力が最大血圧Ｐｍａｘを上回るまで継続される。そして、前腕部の脈動が停止された時点で、カフ２へのエアー供給を停止し、開閉弁３を開いて減圧を開始する。すると、血管の圧迫が解かれることでカフ２にも圧力変動が生じ、これにより、第一の圧力センサ４からは圧脈波たる検出信号Ｒが出力される。

これにより、公知のオシロメトリック法に基づいて、被験者の予備測定時における最大血圧値Ｐｍａｘ並びに最小血圧値Ｐｍｉｎを決定することが出来る。尚、最大血圧値Ｐｍａｘは、図５の（ａ）に示すように、圧脈波Ｒが急激に大きくなった時点ｔ１のカフ圧値であり、最小血圧値Ｐｍｉｎは、圧脈波Ｒが急激に小さくなった時点ｔ２のカフ圧値である。
また、ＣＰＵがオシロメトリック法に基づいて、予備測定時における最大血圧値Ｐｍａｘ並びに最小血圧値Ｐｍｉｎを決定する処理内容が本発明の基準血圧決定手段が果たす処理内容に相当する。

一方、手首部分においては、カフ２により前腕が圧迫されているときには血流の流れが遮られるから、第二の圧力センサ４１から皮膚上の振動が検出されることはないが、血管の圧迫が解かれると血流が流れて血管の収縮・拡張が起こる。すると、血管Ｃの振動が先に説明した筋肉、皮膚Ｆ、無端ベルト５１、半導体ダイヤフラム４５の順に伝わってゆく。これにより、図５の（ｂ）に示すように第二の圧力センサ４１からは、皮膚上に現れる振動の振幅の大きさに応じた信号レベルの検出信号Ｊａが出力される。

尚、第二の圧力センサ４１の検出信号Ｊａは、カフ２による前腕の圧迫を解除したときに生ずる血管の収縮・拡張に起因するものであるから、信号のレベルは大小異なるものの、その波形の推移は第一の圧力センサ４の検出信号Ｒの波形の推移とほぼ同じ推移をする。

さて、両圧力センサ４、４１からそれぞれ検出信号Ｒ、Ｊａが出力されると、これら両検出信号Ｒ、Ｊａはディジタル値に変換された後、ＣＰＵ２５に取り込まれる。

その後、ＣＰＵ２５によって、検出信号Ｊａの信号レベルを調整するレベル調整処理が行われる。レベル調整処理は、第二の圧力センサ４１の検出信号Ｊａの脈波面積Ｓａが、第一の圧力センサ４の検出信号Ｒの脈波面積（以下、基準脈波面積とする）Ｓｏとほぼ等しくなるように、第二の圧力センサ４１の検出信号Ｊａを増幅することで行なわれる。

基準脈波面積Ｓｏは最大血圧値Ｐｍａｘが検出されてから最小血圧値Ｐｍｉｎが検出されるまでを対象として算出され、具体的には圧脈波Ｒが急激に大ききなる時点ｔ１から圧脈波Ｒが急激に小さくなる時点ｔ２までの幅を底辺とし、同幅内における圧脈波Ｒの最大値Ｒｍを高さとする３角形領域の面積とされる。一方、第二の圧力センサ４１の検出信号Ｊａに対しても、上記要領で脈波面積Ｓａの算出が行われ、これに続いて、ＣＰＵ２５において基準脈波面積Ｓｏと脈波面積Ｓａの比率、すなわち増幅率Ｋが算出される。
Ｓｏ＝Ｒｍ×（ｔ２−ｔ１）／２・・・・・・・・（１）
Ｓａ＝Ｊｍ×（ｔ４−ｔ３）／２・・・・・・・・（２）
Ｋ＝Ｓｏ／Ｓａ・・・・・・・・・・・・・・・・（３）
尚、ｔ３は検出信号Ｊａが急激に大きくなった時刻であり、ｔ４は検出信号Ｊａが急激に小さくなった時刻である。そして、Ｊｍは時刻ｔ３から時刻ｔ４までの間における検出信号Ｊａの最大値である。また、ＣＰＵが上記（１）式に従って基準脈波面積Ｓｏを算出する処理内容が本発明における基準脈波面積算出手段が果たす処理内容に相当する。

その後、算出された増幅率Ｋが増幅器２３に帰還されて、検出信号Ｊａの信号レベルがＫ倍される（以下、増幅後の検出信号をＪｂとする）。そして、このときには、図５の（ｃ）に示すように、基準脈波面積Ｓｏと増幅後の検出信号Ｊｂの脈波面積Ｓｂとがほぼ等しい状態となる。

また、ＣＰＵ２５は上記したレベル調整処理に続いて、基準脈波面積Ｓｏを心拍数Ｍで徐して１心拍基準脈波面積Ｓｆを算出（下記の（４）式参照）し、これをメモリ２７に記憶させる処理を行なう。本実施形態であれば圧脈波Ｒが急激に大きく変化した時点ｔ１から、圧脈波Ｒが急激に小さくなる時点ｔ２までの間に、圧脈波Ｒが６拍発生（Ｍ＝６）しているから１心拍基準脈波面積ＳｆはＳｏ／６となる。
Ｓｆ＝Ｓｏ／Ｍ・・・・・・・・・・・（４）

＜本測定時の処理＞
本測定では前腕のカフ２、並びに第一の圧力センサ４は取り外され、手首に装着された第二の圧力センサ４１のみによって測定が行われる。これにより、第二の圧力センサ４１からは血管の収縮、拡張に伴って皮膚上に生ずる微小な振動（相対的な変化）が連続的に検出される。そして、第二の圧力センサ４１から出力される検出信号は、予備測定の場合と同様にフィルタ８によってノイズ成分が除去された後に、増幅器２３でＫ倍される。

そして、増幅された検出信号ＪｂはＡ／Ｄ変換部２１によってデジタル信号に変換され、その後、ＣＰＵ２５に入力される。

ＣＰＵ２５では、検出信号Ｊｂをデータ処理して、図６に示すように１心拍脈波面積（本発明の信号面積に相当）Ｓｎを先の要領で算出する。すなわち１心拍時間ｔｎを底辺とし、該心拍時間ｔｎ内の検出信号Ｊｂの最大値Ｈｎを高さとする３角形領域の面積を算出する。

そして、この１心拍脈波面積Ｓｎの推移に基づいて被験者の最大血圧値Ｐｘ１、最小血圧値Ｐｘ２が経時的に決定される。具体的には、ＣＰＵ２５は先のデータ処理と前後して、メモリ２７から先に説明した１心拍基準脈波面積Ｓｆを読み出し、読み出した１心拍基準脈波面積Ｓｆと１心拍脈波面積Ｓｎを、以下の（６）、（７）式に代入する。
Ｓｎ＝Ｈｎ×ｔｎ／２・・・・・・・・・・・・・・・・（５）
Ｐｔ１＝（Ｓｎ／Ｓｆ）×Ｐｍａｘ・・・・・・・・・・（６）
Ｐｔ２＝（Ｓｎ／Ｓｆ）×Ｐｍｉｎ・・・・・・・・・・（７）
これにより、心拍あたりの最大血圧値Ｐｘ１、最小血圧値Ｐｘ２が算出される。
尚、ＣＰＵが上記（５）式に基づいて１心拍脈波面積Ｓｎを算出する処理内容が、本発明の信号面積算出手段が果たす処理内容に相当する。
また、ＣＰＵが上記（６）、（７）式に基づいて最大血圧値Ｐｘ１、最小血圧値Ｐｘ２を心拍ごとに算出する処理内容が、本発明の血圧決定手段が果たす処理内容に相当する。

その後、ＣＰＵ２５からの表示指令により、モニタ３０に最大血圧値Ｐｔ１、最小血圧値Ｐｔ２の推移が表示される。

このように、本実施形態によれば、予備測定においては、絶対圧検出用としての第一の圧力センサ４と、血管の拡張・収縮に伴って皮膚Ｆ上に現れる振動の振幅レベルの相対変化を捉えるための第二の圧力センサ４１の両センサ４、４１によって、測定を同時期に行うことで両センサ４、４１から出力される検出信号Ｒ、Ｊａ同士を関連付けることが出来る。これにより、本測定の際には、第二の圧力センサ４１によって皮膚Ｆ上の振動の変化を得ることができれば、被験者に対してカフ２による加圧を繰り返し行うことなく、心拍ごとの最大、最小血圧値Ｐｔ１、Ｐｔ２を連続して測定することが出来る。

また、本実施形態では最大、最小血圧値Ｐｔ１、Ｐｔ２を面積法、すなわち第二の圧力センサ４１から得られる検出信号Ｊｂの１心拍脈波面積Ｓｎに基づいて決定している。これにより、血圧算出の誤差要因の一つである血管の弾力性を考慮した上での血圧算出が可能となる。というのも、血管の弾力性が変化するとそれに応じて検出信号Ｊｂの波形が変化するが、面積法であれば、この波形の変化を捉えることが出来るためである。

＜実施形態２＞
次に、本発明の実施形態２を図７ないし図９を参照して説明する。
実施形態２のものは、実施形態１のものに対して、被験者の血流速度Ｖｔを算出可能な構成とし、算出された血流速度Ｖｔに基づいて、実施形態１の要領で算出される血圧値Ｐｔ１、Ｐｔ２に対して補正処理を加えたものである。その他の構成については、実施形態１と同一であるため、重複部分については、同一の符号を付して説明を省略するものとする。

図７、図８に示すように、実施形態２のものでは、被験者の手首部分に、第二の圧力センサ（本発明の血流速度計測手段に相当）７１Ａ、７１Ｂが２個、距離Ｌ（ｍｍ）離れた状態で並んで装着されている。そして、これら両圧力センサ７１Ａ、７１Ｂは測定対象となる血管の流れ方向に沿って配置されており、各圧力センサ７１Ａ、７１Ｂから出力される検出信号は波形は全く同じで位相のみが異なる、より具体的に言えば、血流の流れ方向に関し下流側に位置する圧力センサ７１Ｂからの検出信号は、上流に位置する圧力センサ７１Ａの検出信号に対して信号が遅れた状態となる（図９参照）。

以上のことから、両圧力センサ７１Ａ、７１Ｂ間の距離Ｌと、信号遅れ時間（ｔ６−ｔ５）とに基づいて、被験者の血流速度Ｖｔを算出できる。具体的には、以下の（８）式に基づいて算出することが出来る。
Ｖｔ＝Ｌ／（ｔ６−ｔ５）・・・・・・・・・・・・（８）

一方、メモリ２７内には、基準流速（例えば、被験者に体格が似た人の平均流速）Ｖｏが予め記憶されており、ＣＰＵは２５は被験者の血流速度Ｖｔが算出されると、算出された血流速度Ｖｔと基準流速Ｖｏとを比較して血圧値Ｐｔ１、Ｐｔ２に対して補正を行なう。
すなわち、基準速度Ｖｏに対して本測定時の血流速度Ｖｔが大きな値である場合には、補正係数として１以上の値が上記血圧値Ｐｔ１、Ｐｔ２に対して乗ぜられる。これは、血流速度Ｖｔが早ければ早いほど血圧（動圧成分）が上昇するためである。一方、これとは反対に基準速度Ｖｏに対して、本測定時の血流速度Ｖｔが小さな値である場合には、補正係数として１以下の値が上記血圧値Ｐｔ１、Ｐｔ２に対して乗ぜられる。
尚、ＣＰＵが算出された血流速度Ｖｔと基準流速Ｖｏとを比較して実施形態１の要領で算出された血圧値Ｐｔ１、Ｐｔ２に対して補正を行なう処理内容が、本発明の補正手段が果たす処理内容に相当する。

このように本実施形態では、被験者の血流速度Ｒを算出し、これに基づいて血圧値Ｐｔ１、Ｐｔ２を補正処理している。このような処理を行うことで、更に、正確な血圧算出が可能となる。 また、本実施形態のものは、血流速度の測定を行なうのに、専用の流速測定センサを使用せず、第二の圧力センサ７１Ａ、７１Ｂによって代用している。このように、圧力センサ７１Ａ、７１Ｂが圧力測定機能と血流速度測定機能を兼ね備えているから、装置全体の構成を簡素化出来る。

＜実施形態３＞
次に、本発明の実施形態３を図１０を参照して説明する。
実施形態１では、第二の圧力センサ４１を無端ベルト５１の外周部分に取り付けて、手首部分の血管が拡張・収縮すると、その圧力変動が筋肉、皮膚、無端ベルト５１の順に伝わってゆき、これを第二の圧力センサ４１によって検出することとしたが、実施形態２のものは、皮膚の振動をベルト６１を介さずに、直接的に第二の圧力センサ４１によって検出するものである。
尚、この場合にはベルト６１の一端６１Ａが第二の圧力センサ４１の左側部に接続され、他端６１Ｂが第二の圧力センサ４１の右側部に接続されることとなる。

＜他の実施形態＞
本発明は上記記述及び図面によって説明した実施形態に限定されるものではなく、例えば次のような実施形態も本発明の技術的範囲に含まれ、さらに、下記以外にも要旨を逸脱しない範囲内で種々変更して実施することができる。

（１）実施形態１では、第一の圧力センサを前腕部に装着する一方、第二の圧力センサを手首に装着したが、第二の圧力センサはカフにより圧迫される部分、或いは該圧迫部分よりも血液の流れ方向に関して下流側にあればよく、例えば、図１１に示すように両センサを同じ部位に装着してもよい。

（２）実施形態１では、保持部材を袋状の無端ベルトにより構成し、内部にエアを充填させたが、適度な可撓性を有するものであればよく、内部に水等の液体を封入してもよい。

（３）実施形態２では、基準流速を例えば、被験者に体格が似た人の平均流速としたが、これに限られるものではなく、被験者自身の過去のデータであってもよい。

（４）実施形態２では、基準流速を例えば、被験者に体格が似た人の平均流速としたが、これに限られるものではなく、予備測定時に被験者の血流速度を直接測定し、これを基準としてもよい。

実施形態１に係る、血圧測定装置の概略構成を示す図 第二の圧力センサの断面図 血管の収縮・拡張に伴う、圧力変動が伝達される様子を示す図 血圧測定装置の電気的構成を示すブロック図 第二の圧力センサから出力される検出信号のレベル調整処理を示す図 増幅後の検出信号の推移を推移を示す図 実施形態２に係る、血圧測定装置の概略構成を示す図 圧力センサ７１Ａ、７１Ｂが距離Ｌ離れて配置される状態を示す図 信号のおくれを示す図 実施形態３における、第二の圧力センサの断面図 他の実施例における、血圧測定装置の概略構成を示す図

符号の説明

２…カフ
４…第一の圧力センサ
２３…増幅器（増幅手段）
２５…ＣＰＵ（基準血圧決定手段、信号面積算出手段、血圧決定手段）
３０…表示部
４１…第二の圧力センサ

Claims (4)

1. 被験者の血管を圧迫するためのカフと、
   このカフによって圧迫された部分から圧脈波を連続して検出する第一の圧力センサと、
   被験者における前記カフが装着された部分、或いは前記カフが装着された部分より血液の流れ方向に関する下流側の被測定箇所に装着されて血管の収縮、拡張に伴って皮膚上に生ずる微小な振動を連続的に検出し、そのレベルに応じた検出信号を出力する第二の圧力センサとを備え、前記第一の圧力センサと前記第二の圧力センサを同時に使用して測定を行う予備測定に続いて、前記第二の圧力センサのみを使用して本測定を行なう血圧測定装置であって、
   前記カフのカフ圧と前記圧脈波とに基づいて基準血圧値を決定する基準血圧決定手段と、
   前記第二の圧力センサから得られる検出信号に基づいて該検出信号の信号面積を、本測定時において心拍ごとに決定する信号面積算出手段と、
   予備測定で取得した前記基準血圧値、並びに前記心拍ごとの信号面積の推移に基づいて、本測定時に被験者の血圧値を心拍ごとに決定する血圧決定手段と、を備えることを特徴とする血圧測定装置。
2. 被験者の血流速度を計測する血流速度計測手段と、
   前記血流速度計測手段により計測された被験者の血流速度に基づいて前記血圧決定手段により決定された血圧値の補正を行なう補正手段と、を備えることを特徴とする請求項１に記載の血圧測定装置。
3. 前記血流速度計測手段は、互いに離れた位置に配される前記第二の圧力センサを含む複数個の圧力センサより構成され、
   これら各圧力センサの検出信号間の信号遅れ時間に基づいて血流速度が決定されることを特徴とする請求項２に記載の血圧測定装置。
4. 前記圧脈波に基づいて基準脈波面積を算出する基準脈波面積算出手段と、
   第二の圧力センサの検出信号を増幅させる増幅手段を備え、該増幅手段は前記予備測定の際に、同検出信号の信号面積が前記基準脈波面積とほぼ等しくなるように検出信号を増幅させるレベルの調整処理を行うことを特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の血圧測定装置。

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