JP2009273716A - 電子血圧計 - Google Patents

Abstract

【課題】オシロメトリック法またはマイクロホン法により、短時間で、かつ、高精度に血圧を測定することのできる電子血圧計を提供すること。
【解決手段】電子血圧計は、カフ圧の加圧時に最高血圧相当値Ｅ＿ＳＹＳおよび最低血圧相当値Ｅ＿ＤＩＡの少なくともいずれか一方を推定する。そして、最高血圧相当値Ｅ＿ＳＹＳを含む第１の圧力区間５０２、および、最低血圧相当値Ｅ＿ＤＩＡを含む第２の圧力区間５０４のうち少なくとも一方を、単位時間当り第１の圧力変化量で減圧し、他の圧力区間を、第１の圧力変化量よりも大きい第２の圧力変化量で減圧する。このような減圧制御に並行して、被測定者の血圧値を算出する。
【選択図】図１０

Description

本発明は、電子血圧計に関し、特に、オシロメトリック法またはマイクロホン法に従い血圧を測定する電子血圧計に関する。

血圧は循環器疾患を解析する指標の一つであり、血圧に基づいてリスク解析を行うことは、たとえば脳卒中、心不全および心筋梗塞などの心血管系の疾患の予防に有効である。特に、家庭などの院外での血圧測定は、毎日同じ時間に、安定した環境で、長期間にわたり実行することが可能であることから、心血管系疾患の予測能力が高いことが判明している。したがって、医療の現場でも家庭血圧を重要視する傾向にある。

従来の電子血圧計は、測定部位に巻かれたカフ内の圧力を最高血圧より高く加圧する。その後、カフ内の圧力を徐々に減圧していく過程において、動脈で発生する脈動をカフを介して圧力センサで検出する。そして、カフ内の圧力（カフ圧）とその時の脈動の大きさ（脈波振幅）とに所定のアルゴリズムを適用して、最高血圧と最低血圧とを決定している（オシロメトリック法）。オシロメトリック法に従う血圧算出方法は、脈波振幅が、カフ圧が最高血圧付近で急激に増加し、最低血圧付近で急激に減少する特徴を利用している（たとえば特許文献１）。

また、カフ内の圧力の加減圧中の血流の変化に依存して発生および消失する血流音（コロトコフ音）を、マイクロホン等のコロトコフ音検出器で検出することにより、最高血圧と最低血圧とを決定するものもある（マイクロホン法）。マイクロホン法に従う血圧算出方法は、コロトコフ音が最高血圧で発生し、最低血圧付近で消失（もしくは微弱）する特徴を利用している（たとえば特許文献２）。

これら従来の電子血圧計での減圧の方法は、次の２通りがある。一つ目は、一定速度で減圧（等速減圧）する方法である（たとえば特許文献１，３）。二つ目は、一定間隔の圧力で段階的に減圧（ステップ減圧）する方法である（たとえば特許文献４）。

オシロメトリック法に従う電子血圧計は、前述のとおり加減圧中に出現する脈波振幅の変化に基づいて血圧を決定している。したがって、加減圧中に取得する脈波振幅の数が多いほど測定精度が向上する。特許文献３には、最高血圧と最低血圧との間、すなわち脈圧間に、５個以上の脈波振幅の情報があれば良いとし、そのような規定に基づいて減圧速度を設定することが開示されている。

しかしながら、実際の測定においては、被測定者が体を動かしてしまったり、不規則な脈波などによって、脈波振幅の情報が使用不可能となることがある。また、脈波振幅にノイズが混入したり、脈波振幅が欠落したりすることがある。このような場合、他の脈波振幅の情報より所定の演算（例：スプライン関数補間など）で補正を行なった上で、血圧を算出する必要がある。たとえば特許文献５では、対象となる脈波振幅に対応するカフ圧と、周辺脈波振幅に対応するカフ圧との圧力距離から重み係数を求め、周辺脈波振幅に重み係数を乗じて補正している。そして、対象の脈波振幅と重み付けされた周辺振幅とを用いて移動平均計算することで、血圧算出に用いられる脈波振幅列の包絡線を平滑化している。
特公平３−８１３７５号公報 特公平２−３９２４９号公報 特許第３１４９８７３号公報 特公平５−５４７８２号公報 特公平５−３１７２７４号公報

特許文献５のように脈波振幅を補正する場合、数少ない情報をもとに補正するため、測定（算出）される血圧値には誤差が生じる恐れがある。従って、測定精度を向上するためには、補正をしなくてもいいよう、できるだけ遅い速度で減圧（または加圧）する必要がある。

マイクロホン法に従い血圧を測定する場合も同様で、コロトコフ音は脈動によって発生するため、全てのコロトコフ音を検出するためには、減圧速度を１拍あたり２〜３mmHgとする必要がある。

上記は、等速減圧について述べたが、ステップ減圧の場合も同じである。すなわち、測定精度を向上させるためには、減圧する圧力間隔を可能なかぎり小さく（具体的には2〜3mmHg）とする必要がある。

しかしながら、いずれの方法を用いたとしても、単位時間当りの圧力変化量を小さくすると（減圧または加圧速度を遅くすると）、測定部位を圧迫する時間が長くなってしまう。そうすると、被測定者は不快感や痛みを感じることになる。

本発明は、上記のような問題を解決するためになされたものであって、その目的は、オシロメトリック法またはマイクロホン法により、短時間で、かつ、高精度に血圧を測定することのできる電子血圧計を提供することである。

この発明のある局面に従う電子血圧計は、被測定者の所定の測定部位に巻き付けるためのカフと、カフ内の圧力を加圧および減圧により調整するための調整手段と、カフ内の圧力を検出するための圧力検出手段と、制御手段とを備え、制御手段は、調整手段を制御して、特定の圧力値までカフ内の圧力を加圧するための制御を行なう加圧制御手段と、カフ内の圧力が特定の圧力値に達した場合に、調整手段を制御して、カフ内の圧力を減圧するための制御を行なう減圧制御手段とを含み、減圧制御手段は、被測定者の最高血圧相当値を含む第１の圧力区間、および、最低血圧相当値を含む第２の圧力区間のうち少なくとも一方を、単位時間当り第１の圧力変化量で減圧し、第３の圧力区間を、第１の圧力変化量よりも大きい第２の圧力変化量で減圧し、制御手段は、減圧制御手段による減圧中に、圧力検出手段からの出力に基づいて、被測定者の血圧値を算出するための算出手段をさらに含む。

好ましくは、制御手段は、第１および第２の圧力区間を決定するための決定手段をさらに含み、決定手段は、最高血圧相当値の前後所定の圧力幅を、第１の圧力区間とし、最低血圧相当値の前後所定の圧力幅を、第２の圧力区間として決定する。

好ましくは、第３の圧力区間は、特定の圧力値を始点とする減圧制御区間のうち、第１および／または第２の圧力区間を除いた区間を表わす。

好ましくは、減圧制御手段は、脈拍数相当値および所定の第１の計算式に基づいて、第１の圧力変化量を算出する手段を有する。

好ましくは、減圧制御手段は、脈拍数相当値、最高血圧相当値、最低血圧相当値および所定の第２の計算式に基づいて、第２の圧力変化量を算出する手段を有する。

好ましくは、減圧制御手段は、さらに、平均血圧相当値を含む第４の圧力区間を第１の圧力変化量で減圧し、第３の圧力区間は、特定の圧力値を始点とする減圧制御区間のうち、第１、第２および／または第４の圧力区間を除いた区間を表わす。

好ましくは、制御手段は、加圧制御手段による加圧中に、圧力検出手段からの出力に基づいて、最高血圧相当値および最低血圧相当値を推定するための推定手段をさらに含む。

好ましくは、推定手段は、脈拍数相当値および平均血圧相当値のうち少なくとも一方をさらに推定する。

好ましくは、カフにより圧迫された測定部位の動脈から発するコロトコフ音を検出するための音検出手段をさらに備え、算出手段は、圧力検出手段および音検出手段からの出力に基づいて、被測定者の血圧値を算出する。

この発明の他の局面に従う電子血圧計は、被測定者の所定の測定部位に巻き付けるためのカフと、カフ内の圧力を加圧および減圧により調整するための調整手段と、カフ内の圧力を表わす圧力信号を検出するための圧力検出手段と、制御手段とを備え、制御手段は、調整手段を制御して、特定の圧力値までカフ内の圧力を加圧するための加圧制御手段を含み、加圧制御手段は、被測定者の最高血圧相当値を含む第１の圧力区間、および、最低血圧相当値を含む第２の圧力区間のうち少なくとも一方を、単位時間当り第１の圧力変化量で加圧し、第３の圧力区間を、第１の圧力変化量よりも大きい第２の圧力変化量で加圧し、制御手段は、加圧制御手段による加圧中に、圧力検出手段からの出力に基づいて、被測定者の血圧値を算出するための算出手段をさらに含む。

好ましくは、算出手段により算出された血圧値を測定データとして記憶するための記憶手段をさらに備え、最高血圧相当値、最低血圧相当値、脈拍数相当値および平均血圧相当値は、記憶手段に記憶された測定データに基づく値である。

好ましくは、外部より最高血圧相当値、最低血圧相当値、脈拍数相当値および平均血圧相当値の入力を受付けるための入力手段をさらに備える。

本発明によると、短時間で、かつ、高精度に血圧を測定することができる。

本発明の実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。なお、図中同一または相当部分には同一符号を付してその説明は繰返さない。

本実施の形態における電子血圧計（以下「血圧計」という）は、オシロメトリック法により血圧を測定する。はじめに、図１５を用いてオシロメトリック法による一般的な血圧測定方法を説明する。

図１５（Ａ）には、従来の血圧測定方法において、徐々に加圧および減圧されるカフ圧（単位：mmHg）が時間軸に沿って示され、（Ｂ）には、同一の時間軸に沿って、カフ圧に重畳する脈波振幅（単位：mmHg）が部分的に示されている。

図１５を参照して、従来の一般的な血圧計では、被測定者の最高血圧（最高血圧相当値）以上（図中「ＰＣ１」）までカフ圧を加圧した後で、一定の速度で減圧する。そして、徐々に減圧する段階で、検出されるカフ圧に重畳する脈波振幅に所定のアルゴリズムを適用して最高血圧および最低血圧を算出する。オシロメトリック法では、カフ圧の減圧（または加圧）中に脈波振幅が最大となった点ＡＭＡＸに対応するカフ圧が平均血圧（図中「ＭＡＰ」）であることが判明している。脈波振幅最大点が検出されると、最大点ＡＭＡＸに所定の定数（たとえば０．５）を乗じた値を閾値ＴＨ＿ＳＹＳとし、最大点ＡＭＡＸに所定の定数（たとえば０．７）を乗じた値を閾値ＴＨ＿ＤＩＡとする。脈波振幅の包絡線６００と閾値ＴＨ＿ＳＹＳとが交わる点に対応する、平均血圧（ＭＡＰ）よりも高いカフ圧を最高血圧（図中「ＳＹＳ」）と決定する。脈波振幅の包絡線６００と閾値ＴＨ＿ＤＩＡとが交わる点に対応する、平均血圧（ＭＡＰ）よりも低いカフ圧を最低血圧（図中「ＤＩＡ」）と決定する。

減圧速度（単位時間当りの圧力変化量）を一定にすると、脈波振幅の検出間隔も一定となる。血圧の測定精度を上げるには、単位時間当りの脈波振幅の数を多くするために減圧速度を遅くする必要がある。しかしながら、長時間の測定部位の圧迫による被測定者の不快感を排除するためには、上述のように、減圧速度を速くすることが望ましい。

そこで、本実施の形態における血圧計は、単位時間当りの圧力変化量を、最高血圧相当値および最低血圧相当値付近とそれ以外とで変えることで、短期間でかつ高精度に血圧を測定する。本実施の形態では、等速減圧における減圧速度を変えて血圧を測定する。なお、ステップ減圧における圧力間隔を変えて血圧を測定するものであってもよい。

本実施の形態において、「最高血圧相当値」および「最低血圧相当値」とは、各々、血圧値測定（算出）の前に取得され得る値であり、本実施の形態では、加圧時に推定された血圧値を表わすものとする。

以下、本実施の形態における血圧計について、詳細に説明する。なお、本実施の形態における血圧計は、マイクロホン法により血圧を測定するものであってもよい。

＜外観および構成について＞
はじめに、本発明の実施の形態に係る血圧計１の外観および構成について説明する。

（外観について）
図１は、本発明の実施の形態に係る血圧計１の外観斜視図である。

図１を参照して、血圧計１は、本体部１０と、被測定者の手首に巻き付け可能なカフ２０とを備える。本体部１０はカフ２０に取り付けられている。本体部１０の表面には、たとえば液晶等により構成される表示部４０と、ユーザ（代表的に被測定者）からの指示を受付けるための操作部４１とが配置されている。操作部４１は、たとえば複数のスイッチを含む。

なお、本実施の形態において、カフ２０は、被測定者の手首に装着されるものとして説明する。しかしながら、カフ２０が装着される部位（測定部位）は、手首に限定されるものではなく、たとえば、上腕であってもよい。

また、本実施の形態における血圧計１は、図１に示されるように、本体部１０がカフ２０に取り付けられた形態を例に説明する。しかしながら、上腕式の血圧計で採用されているような、本体部１０とカフ２０とがエアチューブ（図２においてエアチューブ３１）によって接続される形態のものであってもよい。

（ハードウェア構成について）
図２は、本発明の実施の形態に係る血圧計１のハードウェア構成を表わすブロック図である。

図２を参照して、血圧計１のカフ２０は、空気袋２１を含む。空気袋２１は、エアチューブ３１を介して、エア系３０に接続される。

本体部１０は、上述の表示部４０および操作部４１に加え、エア系３０と、各部を集中的に制御し、各種演算処理を行なうためのＣＰＵ（Central Processing Unit）１００と、ＣＰＵ１００に所定の動作をさせるプログラムや各種データを記憶するためのメモリ部４２と、測定された血圧を記憶するための不揮発性メモリ（たとえばフラッシュメモリ）４３と、ＣＰＵ１００に電力を供給するための電源４４と、計時動作を行なう計時部４５と、外部よりデータの入力を受付けるためのデータ入出力部４６とを含む。

操作部４１は、電源をＯＮまたはＯＦＦするための指示の入力を受付ける電源スイッチ４１Ａと、測定開始の指示を受付けるための測定スイッチ４１Ｂと、測定停止の指示を受付けるための停止スイッチ４１Ｃと、フラッシュメモリ４３に記録された血圧などの情報を読み出す指示を受付けるためのメモリスイッチ４１Ｄとを有する。なお、操作部４１は、被測定者を識別するためのＩＤ（Identification）情報を入力するために操作されるＩＤスイッチ（図示せず）をさらに有してもよい。これにより、被測定者ごとに測定データの記録および読出しをすることができる。

エア系３０は、空気袋２１内の圧力（カフ圧）を検出するための圧力センサ３２と、カフ圧を加圧するために、空気袋２１に空気を供給するためのポンプ５１と、空気袋２１の空気を排出しまたは封入するために開閉される弁５２とを含む。

本体部１０は、上記エア系３０に関連して、発振回路３３と、ポンプ駆動回路５３と、弁駆動回路５４とをさらに含む。

圧力センサ３２は、静電容量形の圧力センサであり、カフ圧により容量値が変化する。発振回路３３は、圧力センサ３２の容量値に応じた発振周波数の信号をＣＰＵ１００に出力する。ＣＰＵ１００は、発振回路３３から得られる信号を圧力に変換し圧力を検知する。ポンプ駆動回路５３は、ポンプ５１の駆動をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて制御する。弁駆動回路５４は弁５２の開閉制御をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて行なう。

ポンプ５１、弁５２、ポンプ駆動回路５３および弁駆動回路５４は、カフ圧を調整するための調整機構５０を構成する。なお、カフ圧を調整するためのデバイスは、これらに限定されるものではない。

データ入出力部４６は、たとえば、着脱可能な記録媒体１３２からプログラムやデータの読み出しおよび書き込みをする。また／あるいは、データ入出力部４６は、外部の図示しないコンピュータから通信回線を介してプログラムやデータの送受信ができてもよい。

なお、カフ２０には空気袋２１が含まれることとしたが、カフ２０に供給される流体は空気に限定されるものではなく、たとえば液体やゲルであってもよい。あるいは、流体に限定されるものではなく、マイクロビーズなどの均一な微粒子であってもよい。

血圧計１がマイクロホン法にて血圧を測定する場合、血圧計１は、マイクロホン等の音センサ７２と、音センサ７２からの信号を受信し、コロトコフ音を検出するためのコロトコフ音検出回路７４とをさらに備えればよい。音センサ７２は、カフ２０に内蔵され、コロトコフ音検出回路７４は、本体部１０に内蔵される。コロトコフ音検出回路７４が検出したコロトコフ音は、ＣＰＵ１００に出力される。

なお、本実施の形態では、オシロメトリック法により血圧を算出するため、図２中、音センサ７２とコロトコフ音検出回路７４とを含むマイクロホン法用の測定デバイス７０は、血圧計１には備えられないものとする。

（機能構成について）
図３は、本発明の実施の形態に係る血圧計１の機能構成を示す機能ブロック図である。

図３を参照して、ＣＰＵ１００は、加圧制御部１０２と、血圧推定部１０４と、区間決定部１０６と、減圧制御部１０８と、血圧算出部１１０とを含む。なお、図３には、説明を簡単にするために、これらの機能ブロックとの間で直接的に信号やデータが授受される周辺のハードウェアのみ示されている。

加圧制御部１０２は、ポンプ駆動回路５３および弁駆動回路５４を制御して、特定の圧力値までカフ２０内の圧力の加圧制御を行なう。

「特定の圧力値」とは、所定値（たとえば２００mmHg）であってもよいし、後述する血圧推定部１０４により推定された最高血圧（最高血圧相当値）よりも所定値（たとえば４０mmHg）だけ高い値であってもよい。あるいは、ユーザ（被測定者）が測定スイッチ４１Ｂを押し続けている間、加圧を続けるとしてもよく、その場合、特定の圧力値は、測定スイッチ４１Ｂの押下が解除された時点のカフ圧であってもよい。本実施の形態において特定の圧力値は、所定値“ＰＣ１”であるものとする。

加圧制御部１０２は、所定の速度すなわち一定の速度で加圧する。加圧時の単位時間当りの圧力変化量は、減圧時の単位時間当りの圧力変化量よりも大きい。これは、一回の血圧測定時間を短くして、測定部位圧迫による被測定者の不快感を低減するためである。

血圧推定部１０４は、加圧中に、所定のアルゴリズムを適用して、最高血圧、最低血圧および脈拍数を推定（算出）する。加圧中の血圧および脈拍数の推定は、従来からも行なわれており、その手法は、特に限定されるものでない。本実施の形態において、血圧の推定方法は、図１５を参照して説明した上述の血圧算出方法と同様であってよい。

加圧時に最高血圧および最低血圧を「推定する」とするのは次の理由による。減圧測定方式においては、カフ圧はできるだけ速く最高血圧以上に加圧する必要がある。そのため、加圧中に得られる脈波振幅の数は非常に少なく、２〜３個程度しか得られないため、正確な血圧測定が不可能なためである。

このように、血圧推定部１０４により推定された最高血圧、最低血圧および脈拍数は、それぞれ、最高血圧相当値、最低血圧相当値および脈拍数相当値という。

区間決定部１０６は、血圧推定部１０４により推定された最高血圧相当値および最低血圧相当値に基づいて、低速で減圧する圧力区間（以下「低速減圧区間」という）を決定する。より具体的には、最高血圧相当値の前後所定間隔（たとえば５mmHg）と、最低血圧相当値の前後所定間隔（たとえば５mmHg）とを、低速減圧区間として決定する。

減圧制御部１０８は、カフ圧が特定の圧力値に達すると、弁駆動回路５４を制御して、カフ圧の減圧制御を行なう。減圧制御部１０８は、区間決定部１０６により決定された低速減圧区間を、第１の速度で減速し、減圧制御区間のうち低速減圧区間以外の圧力区間を、第１の速度よりも速い第２の速度で減圧する。

ここで「減圧制御区間」とは、上記特定の圧力値を始点とし、最低血圧以下を終点とする区間を表わす。減圧制御区間の終点は、所定値（たとえば０mmHg）であってもよいし、最低血圧が決定された時点であってもよい。

第１の速度および第２の速度は、各々、固定的な値（たとえば、第１の速度：３mmHg/sec、第２の速度：１１mmHg/sec）であってもよいし、血圧推定部１０４での推定結果に基づいて計算されてもよい。

血圧算出部１１０は、減圧制御部１０８による減圧制御と並行して、図１５を参照して説明した血圧算出方法により、最高血圧および最低血圧を算出する。血圧算出部１１０は、さらに、公知の手法により脈拍数を算出してもよい。算出された各値は、表示部４０に表示され、また、フラッシュメモリ４３の測定結果記憶領域４３１に測定データとして記憶される。測定結果記憶領域４３１のデータ構造例を、図４に示す。

図４を参照して、測定値と測定日時とが対応付けられたレコードが、測定データＭ１〜Ｍｍ（ただし、ｍ＝１，２，３，…）として格納される。各測定データには、最高血圧を示す最高血圧データＳＢＰ、平均血圧を示す平均血圧データＭＡＰ、最低血圧を示す最低血圧データＤＢＰ、脈拍数を示す脈拍数データＰＬＳ、および、測定日時データＴが含まれる。測定日時データＴは、脈波情報が検出された期間を特定するためのデータであり、たとえば、測定スイッチ４１Ｂが押下された時点の現在日時（計時部４５からの出力データ）であるものとする。

なお、測定値と測定日時とは、対応付けされて格納されればよく、レコードを用いた格納形式に限定されるものではない。また、本実施の形態では、平均血圧データＭＡＰは、測定値として記録されなくてよい。

なお、ＣＰＵ１００に含まれる各機能ブロックの動作は、メモリ部４２中に格納されたソフトウェアを実行することで実現されてもよいし、これらの機能ブロックのうち少なくとも１つについては、ハードウェアで実現されてもよい。

＜動作について＞
図５は、本発明の実施の形態における血圧計１が実行する血圧測定処理を示すフローチャートである。図５のフローチャートに示す処理は、予めプログラムとしてメモリ部４２に格納されており、ＣＰＵ１００がこのプログラムを読み出して実行することにより、血圧測定処理の機能が実現される。

図５を参照して、初めに、ＣＰＵ１００は、電源スイッチ４１Ａが押下されたか否かを判断する（ステップＳ１０２）。ＣＰＵ１００は、電源スイッチ４１Ａが押下されるまで待機する（ステップＳ１０２においてＮＯ）。ＣＰＵ１００は、電源スイッチ４１Ａが押下されたと判断した場合（ステップＳ１０２においてＹＥＳ）、ステップＳ１０４に進む。

ステップＳ１０４において、ＣＰＵ１００は、初期化処理を行なう。具体的には、メモリ部４２の所定の領域を初期化し、空気袋２１の空気を排気し、圧力センサ３２の補正を行なう。

測定スイッチ４１Ｂが押下されると、加圧制御部１０２は、カフ圧を加圧する（ステップＳ１０６）。具体的には、加圧制御部１０２は、弁５２を閉鎖し、ポンプ５１によりカフ圧を所定値まで徐々に加圧する制御を行なう。

加圧制御部１０２による加圧制御と並行して、血圧推定部１０４は、血圧推定済みか否かを判断する（ステップＳ１０８）。つまり、最高血圧（最高血圧相当値）、最低血圧（最低血圧相当値）および脈拍数（脈拍数相当値）の全てが推定済みか否かを判断する。血圧推定済みでないと判断した場合（ステップＳ１０８においてＮＯ）、血圧推定部１０４は、血圧および脈拍数を推定する（ステップＳ１１０）。ステップＳ１１０における血圧推定処理については、図７および図８を参照して後に詳述する。

血圧推定処理が終わると、ステップＳ１１４に進む。
上記ステップＳ１０８で血圧推定済みと判断された場合（ステップＳ１０８でＹＥＳ）、区間決定部１０６は、血圧推定結果に基づいて、低速減圧区間を決定する（ステップＳ１１２）。具体的には、「最高血圧相当値＋所定圧」から「最高血圧相当値−所定圧」までを第１の低速減圧区間とする。「最低血圧相当値＋所定圧」から「最低血圧相当値−所定圧」までを第２の低速減圧区間とする。

これにより、他の区間、すなわち、ｉ）特定の圧力値から「最高血圧相当値＋所定圧」まで、ｉｉ）「最高血圧相当値−所定圧」から「最低血圧相当値＋所定圧」まで、および、ｉｉｉ）「最低血圧相当値−所定圧」から所定値（たとえば０mmHg）は、低速減圧区間よりも高速でカフ圧を減圧する圧力区間（以下「高速減圧区間」という）として決定される。本実施の形態において、「所定圧」は、いずれもたとえば５mmHgである。

なお、区間決定部１０６は、血圧推定の際の脈圧値（最高血圧相当値−最低血圧相当値）に応じて、各血圧相当値を基準とした圧力幅を算出することとしてもよい。この場合、たとえば、メモリ部４２に予め、脈圧と圧力幅とを対応付けたデータテーブルが記憶されている。そして、区間決定部１０６は、血圧推定部１０４により推定された最高血圧相当値と最低血圧相当値との差分値（すなわち脈圧）に対応付けられた圧力幅を読出すことで、各圧力区間を決定することができる。

低速減圧区間が決定されると、ステップＳ１１４に進む。
ステップＳ１１４において、カフ圧がＰＣ１以上であるか否かが判断される。カフ圧がＰＣ１に達するまで、ステップＳ１０６からＳ１１２の処理が繰返される。なお、低速減圧区間の決定処理（Ｓ１１２）は、一度行なわれると、次回以降は実行されなくてよい。

ステップＳ１１４において、カフ圧がＰＣ１以上であると判断された場合（ステップＳ１１４にて「≧所定圧」）、ステップＳ１１５に進む。

ステップＳ１１５において、減圧制御部１０８は、各圧力区間における減圧速度を算出する。具体的には、たとえば次式（１）により減圧速度を算出する。

ただし、Pc：速度を算出する区間の圧力差、E_PLS：加圧中に推定した脈拍数、n：減圧中に確保したい脈波数。

減圧中に確保したい脈波数（n）を調整することにより、減圧速度を変えることができる。本実施の形態において、各低速減圧区間の圧力差は１０mmHgである。ここでは低速減圧区間にたとえば５拍の脈波を確保する。これに対し、上記ｉｉ）の高速減圧区間には、たとえば３拍の脈波を確保する。その場合、低速減圧区間の速度Ｖａおよび高速減圧区間の速度Ｖｂは、それぞれ、次式（２），（３）により算出されることになる。

他のｉ）およびｉｉｉ）の高速減圧区間の速度も、式（３）で算出された速度であってよい。なお、高速減圧区間において確保すべき脈波数は、脈圧（最高血圧相当値−最低血圧相当値）の大きさに応じて算出されてもよい。

従来は、脈圧（通常、３０〜８０mmHg程度）間に５拍の脈波があればよいとされていたのに対し、本実施の形態では、圧力差１０mmHgの区間（低速減圧区間）に、各々、５拍の脈波が確保されるため、血圧算出精度を上げることができる。また、ｉｉ）の高速減圧区間（通常、圧力差２０〜７０mmHg程度）間には３拍の脈波を確保すれば十分とする。したがって、高速減圧区間は、従来における一定の減圧速度よりも速い速度で減圧する。このように、十分な脈波数の必要な区間のみ低速にすることで、結果的に、従来の測定時間（減圧に要する時間）よりも短くすることが可能となる。

なお、図５では、加圧処理が終わった後に減圧速度を算出することとしたが、加圧中に（たとえばステップＳ１１２の区間決定の後に）、減圧速度を算出してもよい。

ステップＳ１１５の処理が終わると、減圧制御部１０８は、ポンプ５１を停止し、弁５２の開放量を制御して、カフ圧を徐々に減圧していく（ステップＳ１１６）。本実施の形態におけるカフ圧の減圧制御については、後に図９および図１０を用いて詳細に説明する。

カフ圧の減圧制御と並行して、血圧算出部１１０は、血圧算出処理を実行する（ステップＳ１１８）。本実施の形態では、たとえば、図１５を用いて説明した血圧算出方法により、最高血圧および最低血圧を算出する。また、血圧算出部１１０は、脈拍数を算出する。これらの詳細な算出方法については後述する。

次に、血圧（最高血圧および最低血圧）が決定したか否かが判断される（ステップＳ１２０）。血圧が決定されるまで（ステップＳ１２０でＮＯ）、カフ圧の減圧制御と血圧算出処理とが繰返される。

血圧が決定されると（ステップＳ１２０でＹＥＳ）、減圧制御部１０８は、弁駆動回路５４を制御して弁５２を完全に開放し、空気を排気する（ステップＳ１２２）。

ＣＰＵ１００は、決定された血圧値（最高血圧および最低血圧）および脈拍数を、表示部４０に表示する（ステップＳ１２４）。ステップＳ１２４で表示される画面の一例を図６に示す。

図６を参照して、表示部４０の領域４０１には、測定日時が表示される。領域４０２、４０３および４０４には、それぞれ、血圧算出処理（ステップＳ１１８）で算出された最高血圧、最低血圧および脈拍数が表示される。

また、ＣＰＵ１００は、決定された血圧値および脈拍数と日時とを関連付けて、フラッシュメモリ４３の測定結果記憶領域４３１に記録する（ステップＳ１２６）。

以上で、血圧測定処理は終了する。
なお、本実施の形態では、リアルタイムで血圧算出処理を実行することとしたが、カフ圧を所定値（たとえば０mmHg）まで減圧した後で、内部メモリに記録しておいた脈波情報に基づいて、血圧を算出してもよい。

次に、本実施の形態における血圧推定処理（ステップＳ１１０）、減圧制御（ステップＳ１１６）および血圧算出処理（ステップＳ１１８）について、詳細に説明する。

（血圧推定処理）
血圧推定処理については、図７および図８を参照して説明する。

図７は、本発明の実施の形態における血圧推定処理を示すフローチャートである。図８は、血圧推定処理を説明するための図である。図８（Ａ）には、徐々に加圧されるカフ圧（単位：mmHg）が時間軸に沿って示され、図８（Ｂ）は、同一の時間軸に沿った、カフ圧に重畳する脈波振幅（単位：mmHg）が部分的に示されている。

図７を参照して、血圧推定部１０４は、発振回路３３からの出力に基づき、カフ圧に重畳する脈波振幅を抽出する（ステップＳ２０２）。続いて、血圧推定部１０４は、脈波振幅の最大値が検出されたか否かを判断する（ステップＳ２０４）。脈波振幅の最大値が検出されていないと判断した場合（ステップＳ２０４にてＮＯ）、メインルーチンに戻る。

脈波振幅の最大値が検出されたと判断した場合（ステップＳ２０４にてＹＥＳ）、脈波振幅の最大値（図８中「Ｅ＿ＡＭＡＸ」）に対応するカフ圧を、平均血圧相当値（図８中「Ｅ＿ＭＡＰ」）として特定する（ステップＳ２０６）。

また、血圧推定部１０４は、閾値ＥＴＨ＿ＤＩＡおよびＥＴＨ＿ＳＹＳを算出する（ステップＳ２０８）。具体的には、最大点Ｅ＿ＡＭＡＸに所定の定数（たとえば０．５）を乗じた値を閾値ＥＴＨ＿ＳＹＳとし、最大点Ｅ＿ＡＭＡＸに所定の定数（たとえば０．７）を乗じた値を閾値ＥＴＨ＿ＤＩＡとする。

次に、血圧推定部１０４は、脈波振幅の包絡線６１０と閾値ＥＴＨ＿ＤＩＡとが交わる点に対応する、平均血圧相当値（Ｅ＿ＭＡＰ）よりも低いカフ圧を最低血圧相当値（図中８「Ｅ＿ＤＩＡ」）と決定する（ステップＳ２１０）。決定した最低血圧相当値は、たとえばＣＰＵ１００の内部メモリに記録される。

また、血圧推定部１０４は、カフ圧が平均血圧相当値（Ｅ＿ＭＡＰ）よりも高く増大していく過程で、脈波振幅の包絡線６１０と閾値ＥＴＨ＿ＳＹＳとが交わる点が抽出されると、その点に対応するカフ圧を最高血圧相当値（図８中「Ｅ＿ＳＹＳ」）と決定する（ステップＳ２１２）。決定した最高血圧相当値は、たとえばＣＰＵ１００の内部メモリに記録される。

さらに、血圧推定部１０４は、公知の手法により脈拍数相当値を算出する（ステップＳ２１４）。この処理が終わると、メインルーチンに戻る。

なお、図７では、説明の簡単のために、脈波振幅の最大値が検出されると、最低血圧相当値および最高血圧相当値の両方が決定できるような処理手順としているが、はじめに脈波振幅の最大値が検出された時点では最高血圧相当値を決定することができない。ステップＳ２０４以降の処理を２回目以降に実行する場合には、ステップＳ２０４〜Ｓ２１０の処理はスキップしてよいものとする。

また、加圧時の血圧推定処理では、検出される脈波数が少ないため、脈波振幅（包絡線６１０）の補正をした上で、最高血圧相当値および最低血圧相当値を算出してもよい。

（減圧制御）
本実施の形態におけるカフ圧の減圧制御を、図９および図１０を参照して詳細に説明する。

図９は、本発明の実施の形態における減圧制御を示すフローチャートである。
図９を参照して、減圧制御部１０８は、カフ圧が高速減圧区間および低速減圧区間のいずれであるかを判断する（ステップＳ３０２）。カフ圧が高速減圧区間であると判断した場合（ステップＳ３０２で「高速減圧区間」）、減圧速度を高速に設定する（ステップＳ３０４）。一方、カフ圧が低速減圧区間であると判断した場合（ステップＳ３０２で「低速減圧区間」）、減圧速度を低速に設定する（ステップＳ３０６）。

次に、減圧制御部１０８は、設定された速度に従いカフ圧を減圧する（ステップＳ３０８）。つまり、減圧制御部１０８は、低速減圧区間にステップＳ１１５で算出した速度Ｖａでカフ圧の減圧制御を行ない、高速減圧区間にステップＳ１１５で算出した速度Ｖｂでカフ圧の減圧制御を行なう。

ステップＳ３０８の処理が終わると、メインルーチンに戻る。
図１０は、本発明の実施の形態における減圧制御を説明するための図である。図１０（Ａ）には、徐々に加圧および減圧されるカフ圧（単位：mmHg）が時間軸に沿って示され、図１０（Ｂ）には、同一の時間軸に沿った、カフ圧に重畳する脈波振幅（単位：mmHg）が部分的に示されている。

図１０（Ａ）を参照して、本実施の形態では、最高血圧付近の低速減圧区間５０２および最低血圧付近の低速減圧区間５０４が、上記ｉ）〜ｉｉｉ）の高速減圧区間５０１，５０３，５０５よりも低速で減圧される。その結果、図１０（Ｂ）に示されるように、カフ圧が区間５０２および５０４にあるとき（時間Ｔ２〜Ｔ３，Ｔ４〜Ｔ５）に抽出される脈波振幅の数は、それ以外の区間にあるとき（時間Ｔ１〜Ｔ２，Ｔ３〜Ｔ４，Ｔ５〜Ｔ６）よりも多くなる。

（血圧算出処理）
本実施の形態における血圧算出処理を、図１１および上記図１０を参照して説明する。

図１１は、本発明の実施の形態における血圧算出処理を示すフローチャートである。
図１１を参照して、血圧算出部１１０は、発振回路３３からの出力に基づき、カフ圧に重畳する脈波振幅を抽出する（ステップＳ４０２）。続いて、血圧算出部１１０は、脈波振幅の最大値が検出されたか否かを判断する（ステップＳ４０４）。脈波振幅の最大値が検出されていないと判断した場合（ステップＳ４０４にてＮＯ）、メインルーチンに戻る。

脈波振幅の最大値が検出されたと判断した場合（ステップＳ４０４にてＹＥＳ）、脈波振幅の最大値に対応するカフ圧を、平均血圧として特定する（ステップＳ４０６）。

また、血圧算出部１１０は、閾値ＴＨ＿ＤＩＡおよびＴＨ＿ＳＹＳを算出する（ステップＳ４０８）。具体的には、ステップＳ４０４で検出された最大点に所定の定数（たとえば０．５）を乗じた値を閾値ＴＨ＿ＳＹＳとし、当該最大点に所定の定数（たとえば０．７）を乗じた値を閾値ＥＴＨ＿ＤＩＡとする。

次に、血圧算出部１１０は、平均血圧よりも高いカフ圧であって、脈波振幅の包絡線６２０と閾値ＴＨ＿ＳＹＳとが交わる点に対応するカフ圧を最高血圧と決定する（ステップＳ４１０）。決定した最高血圧は、たとえばＣＰＵ１００の内部メモリに記録される。

また、血圧算出部１１０は、平均血圧よりも低いカフ圧であって、脈波振幅の包絡線６２０と閾値ＴＨ＿ＤＩＡとが交わる点に対応するカフ圧を最低血圧と決定する（ステップＳ４１２）。決定した最低血圧は、たとえばＣＰＵ１００の内部メモリに記録される。

さらに、血圧算出部１１０は、公知の手法により脈拍数を算出する（ステップＳ４１４）。この処理が終わると、メインルーチンに戻る。

このように、最高血圧相当値および最低血圧相当値の付近のカフ圧を低速に減圧することで、各相当値付近すなわち、閾値ＴＨ＿ＳＹＳ，ＴＨ＿ＤＩＡ付近の脈波振幅情報を密に取得可能となる。これにより、脈波振幅の包絡線６２０のうち、血圧決定に用いられる部分６２１，６２２の信頼度が高められる。したがって、従来のように、脈波振幅情報（包絡線）の補正をする必要がなくなる。また、その結果、補正による誤差が生じないため、血圧算出の精度を向上させることができる。さらに、他の圧力区間（高速減圧区間）を従来の一定の減圧速度よりも速く設定することで、全体としての測定時間を従来よりも短くすることが可能となる。つまり、図１５における時間Ｔ０〜ＴＥよりも、図１０における時間Ｔ０〜Ｔ６を短くすることができる。

その結果、本実施の形態によると、短時間で、かつ、精度良く最高血圧および最低血圧を測定することができる。

なお、本実施の形態では、最高血圧および最低血圧の両方の付近を低速で減圧することとしたが、少なくとも一方の血圧値付近を低速で減圧するものであってもよい。この場合、血圧推定部１０４は、最高血圧および最低血圧のうちいずれか一方を推定すればよく、区間決定部１０６は、推定された一方の血圧値付近の圧力区間のみを、低速減速区間として決定すればよい。

＜変形例１＞
上記実施の形態では、加圧時に最高血圧および最低血圧を推定し、それらの圧力値の付近を低速減圧区間とした。上述のように、オシロメトリック法によると、平均血圧に対応する脈波振幅の最大値を検出し、検出された最大値を基準に、最高血圧および最低血圧を算出および推定する。したがって、脈波振幅の最大値の検出も正確に行なうことが重要である。そのため、平均血圧付近の脈波振幅の数も多いことが好ましい。

本実施の形態の変形例１では、加圧時に平均血圧も推定し、平均血圧相当値付近も低速減圧区間とする。なお、本変形例における血圧計の構成および基本的な動作は、上記実施の形態と同様であるので、ここでも図１〜４の符号を用いて説明する。

以下に、上記実施の形態と異なる点のみ説明する。
本変形例では、血圧推定処理（図５のステップＳ１１０，図７）において平均血圧相当値を推定する。図７のステップＳ２０６における平均血圧相当値の特定が、平均血圧相当値の推定に該当する。

図５のステップＳ１１２において、区間決定部１０６は、さらに、「平均血圧相当値＋所定圧」から「平均血圧相当値−所定圧」までの区間も、第３の低速減圧区間として決定する。この所定圧も、たとえば５mmHgであってよい。そうすると、上記実施の形態ではｉｉ）の高速減圧区間であった圧力区間（「最高血圧相当値−所定圧」から「最低血圧相当値＋所定圧」まで）の一部が、低速減圧区間となる。

減圧制御部１０８は、区間決定部１０６による決定結果に応じて、カフ圧の減圧制御を行なう。本変形例における減圧制御（図５のステップＳ１１６，図９）は、図１２のようになる。

図１２は、本発明の実施の形態の変形例１における減圧制御を説明するための図である。図１２（Ａ）には、徐々に加圧および減圧されるカフ圧（単位：mmHg）が時間軸に沿って示され、図１２（Ｂ）には、同一の時間軸に沿った、カフ圧に重畳する脈波振幅（単位：mmHg）が部分的に示されている。

図１２（Ａ）を参照して、本実施の形態では、最高血圧付近の低速減圧区間５０２、平均血圧付近の低速減圧区間５０３ｂおよび最低血圧付近の低速減圧区間５０４が、他の区間よりも低速で減圧される。つまり、上記ｉ）の圧力区間５０１、上記ｉｉｉ）の圧力区間５０５、「最高血圧相当値−所定圧」から「平均血圧相当値＋所定圧」までの区間５０３ａ、「平均血圧相当値−所定圧」から「最低血圧相当値＋所定圧」までの区間５０３ｃが高速減圧区間となる。

そうすると、図１２（Ｂ）に示されるように、カフ圧が圧力区間５０２、５０３ｂおよび５０４にあるとき（時間Ｔ２〜Ｔ３，Ｔ４ａ〜Ｔ５ａ，Ｔ６ａ〜Ｔ７ａ）に抽出される脈波振幅の数は、それ以外の区間にあるとき（時間Ｔ１〜Ｔ２，Ｔ３〜Ｔ４ａ，Ｔ５ａ〜Ｔ６ａ，Ｔ７ａ〜Ｔ８ａ）よりも多くなる。

その結果、血圧算出処理（図５のステップＳ１１８，図１１）において、脈波振幅の最大値の検出精度を上げることが可能となる（図１１のステップＳ４０４）。これに伴ない、脈波振幅の最大値を基準として算出される最高血圧および最低血圧の信頼性を、上記実施の形態よりも高めることができる。

＜変形例２＞
上記実施の形態および変形例１では、低速減圧区間を決定するための基準値となる各血圧相当値は、加圧中に推定された。本実施の形態の変形例２では、各血圧相当値は、過去の測定データに基づく値である。

なお、本変形例における血圧計の構成および基本的な動作も、上記実施の形態と同様であるので、ここでも図１〜４の符号を用いて説明する。

以下に、実施の形態と異なる点のみ説明する。
図１３は、本発明の実施の形態の変形例２における血圧計１の機能ブロック図である。

図１３を参照して、ＣＰＵ１００は、図３に示した血圧推定部１０４を含まない。区間決定部１０６ａは、フラッシュメモリ４３の測定結果記憶領域４３１（図４）に記憶された測定データに基づいて、低速減圧区間を決定する。具体的には、たとえば、被測定者の直近の測定データの最高血圧データＳＢＰおよび最低血圧データＤＢＰが、それぞれ、最高血圧相当値および最低血圧相当値となる。あるいは、区間決定部１０６ａは、被測定者の直近の複数回（たとえば５回）の最高血圧データＳＢＰおよび最低血圧データＤＢＰそれぞれの平均値を、最高血圧相当値および最低血圧相当値としてもよい。後者の場合、区間決定部１０６ａは、被測定者の直近の複数回（たとえば５回）の最高血圧データＳＢＰおよび最低血圧データＤＢＰを読出し、種類（最高，最低）ごとに、平均値を算出するものとする。

本変形例における血圧測定処理では、血圧推定に関する処理（図５のステップＳ１０８およびＳ１１０）が不要となり、区間決定処理（図５のステップＳ１１２）が異なる以外は、上記実施の形態と同様である。

このように、一連の血圧測定処理において推定された血圧値によらなくても、被測定者の過去の測定データを利用することで、低速減圧区間を適切に定めることができる。

なお、減圧制御区間の２つの速度を、脈拍数相当値も用いて算出する場合には、脈拍数相当値も、測定データに含まれる脈拍数データＰＬＳに基づく値であってよい。

本変形例のように、過去の記憶値を利用する場合、カフ圧の加圧過程で血圧を算出してもよい。すなわち、低速で加圧する圧力区間と高速で加圧する圧力区間とを決定し、決定した圧力区間に基づいて、加圧制御が行なわれてもよい。

または、本変形例と先の変形例１とを組合わせてもよい。この場合、平均血圧相当値も、測定データに含まれる平均血圧データＭＡＰに基づく値であってよい。

＜変形例３＞
上記変形例２では、内部に記憶された測定データに基づいて、低速減圧区間が決定されたが、外部からの入力に基づいて決定されてもよい。変形例３では、外部より最高血圧相当値および最低血圧相当値の入力を受付ける。

なお、本変形例における血圧計の構成および基本的な動作も、上記実施の形態と同様であるので、ここでも図１〜４の符号を用いて説明する。

本変形例における血圧計１の動作は、上記変形例２と近いため、以下に、実施の形態の変形例２と異なる点のみ説明する。

図１４は、本発明の実施の形態の変形例３における血圧計１の機能ブロック図である。
本変形例において、区間決定部１０６ｂは、操作部４１を介してユーザ（代表的には被測定者）より入力された最高血圧および最低血圧（さらに平均血圧，脈拍数）に基づいて、低速減圧区間を決定する。つまり、本変形例において、各種血圧相当値および脈拍数相当値は、たとえば、ユーザより入力された値である。

または、区間決定部１０６ｂは、データ入出力部４６より得られるデータに基づいて、低速減圧区間を決定してもよい。たとえば、データ入出力部４６は、着脱可能な記録媒体１３２に記録された最高血圧データおよび最低血圧データ（さらに平均血圧データ，脈拍数データ）を読出し、区間決定部１０６ｂに出力する。この場合、各種血圧相当値および脈拍数相当値は、記録媒体１３２から読み出された値となる。なお、記録媒体１３２に記録された各データは、被測定者の過去の測定データであるものとする。

あるいは、データ入出力部４６は、外部のコンピュータ（図示せず）から通信回線（図示せず）を介して最高血圧データおよび最低血圧データ（さらに平均血圧データ，脈拍数データ）を受信し、区間決定部１０６ｂに出力する。この場合、各種血圧相当値および脈拍数相当値は、外部のコンピュータより受信した値となる。なお、外部のコンピュータに保存されていた各データは、被測定者の過去の測定データであるものとする。

このように、外部からの入力値に基づいても、低速減圧区間を適切に定めることができる。

＜変形例４＞
上記実施の形態および各変形例では、オシロメトリック法に従う血圧算出について説明したが、本発明では、マイクロホン法に従い血圧算出する場合にも適用することができる。

本変形例における血圧計の構成および基本的な動作も、上記実施の形態と同様であるので、ここでも図１〜４の符号を用いて説明する。以下に、上記実施の形態と異なる点のみ説明する。

マイクロホン法に従い血圧を算出する場合、血圧算出部１１０は、コロトコフ音検出回路７４からの出力に基づいて、最高血圧および最低血圧を決定する。具体的には、コロトコフ音が発生しはじめた時点のカフ圧を最高血圧、コロトコフ音が消失（もしくは微弱）する時点のカフ圧を最低血圧として決定する。

この場合も、最高血圧および最低血圧が検出されることが予想される圧力区間を他の圧力区間よりも低速で減圧するため、精度良く最高血圧および最低血圧を決定することができる。

なお、カフ圧の加圧時にはポンプ５１の駆動音が発生するため、加圧時にマイクロホン法で血圧を推定することは困難である。したがって、マイクロホン法にて血圧を算出（決定）する場合には、変形例２または変形例３と組合わせることが好ましい。または、血圧推定の際のみオシロメトリック法を用いることとしてもよい。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

本発明の実施の形態に係る血圧計の外観斜視図である。 本発明の実施の形態に係る血圧計のハードウェア構成を表わすブロック図である。 本発明の実施の形態に係る血圧計の機能構成を示す機能ブロック図である。 測定結果記憶領域のデータ構造例を示す図である。 本発明の実施の形態における血圧計が実行する血圧測定処理を示すフローチャートである。 図５のステップＳ１２４で表示される画面の一例を示す図である。 本発明の実施の形態における血圧推定処理を示すフローチャートである。 本発明の実施の形態における血圧推定処理を説明するための図である。 本発明の実施の形態における減圧制御を示すフローチャートである。 本発明の実施の形態における減圧制御を説明するための図である。 本発明の実施の形態における血圧算出処理を示すフローチャートである。 本発明の実施の形態の変形例１における減圧制御を説明するための図である。 本発明の実施の形態の変形例２における血圧計の機能ブロック図である。 本発明の実施の形態の変形例３における血圧計の機能ブロック図である。 オシロメトリック法による一般的な血圧測定方法を説明するための図である。

符号の説明

１ 血圧計、１０ 本体部、２０ カフ、２１ 空気袋、３０ エア系、３１ エアチューブ、３２ 圧力センサ、３３ 発振回路、４０ 表示部、４１ 操作部、４１Ａ 電源スイッチ、４１Ｂ 測定スイッチ、４１Ｃ 停止スイッチ、４１Ｄ メモリスイッチ、４２ メモリ部、４３ フラッシュメモリ、４４ 電源、４５ 計時部、４６ データ入出力部、５０ 調整機構、５１ ポンプ、５２ 弁、５３ ポンプ駆動回路、５４ 弁駆動回路、７２ 音センサ、７４ コロトコフ音検出回路、１００ ＣＰＵ、１０２ 加圧制御部、１０４ 血圧推定部、１０６，１０６ａ，１０６ｂ 区間決定部、１０８ 減圧制御部、１１０ 血圧算出部、１３２ 記録媒体、４３１ 測定結果記憶領域、６００，６１０，６２０ 包絡線。

Claims (12)

1. 被測定者の所定の測定部位に巻き付けるためのカフと、
   前記カフ内の圧力を加圧および減圧により調整するための調整手段と、
   前記カフ内の圧力を検出するための圧力検出手段と、
   制御手段とを備え、
   前記制御手段は、
   前記調整手段を制御して、特定の圧力値まで前記カフ内の圧力を加圧するための制御を行なう加圧制御手段と、
   前記カフ内の圧力が前記特定の圧力値に達した場合に、前記調整手段を制御して、前記カフ内の圧力を減圧するための制御を行なう減圧制御手段とを含み、
   前記減圧制御手段は、前記被測定者の最高血圧相当値を含む第１の圧力区間、および、最低血圧相当値を含む第２の圧力区間のうち少なくとも一方を、単位時間当り第１の圧力変化量で減圧し、第３の圧力区間を、前記第１の圧力変化量よりも大きい第２の圧力変化量で減圧し、
   前記制御手段は、
   前記減圧制御手段による減圧中に、前記圧力検出手段からの出力に基づいて、前記被測定者の血圧値を算出するための算出手段をさらに含む、電子血圧計。
2. 前記制御手段は、前記第１および第２の圧力区間を決定するための決定手段をさらに含み、
   前記決定手段は、前記最高血圧相当値の前後所定の圧力幅を、前記第１の圧力区間とし、前記最低血圧相当値の前後前記所定の圧力幅を、前記第２の圧力区間として決定する、請求項１に記載の電子血圧計。
3. 前記第３の圧力区間は、前記特定の圧力値を始点とする減圧制御区間のうち、前記第１および／または第２の圧力区間を除いた区間を表わす、請求項１または２に記載の電子血圧計。
4. 前記減圧制御手段は、脈拍数相当値および所定の第１の計算式に基づいて、前記第１の圧力変化量を算出する手段を有する、請求項１〜３のいずれかに記載の電子血圧計。
5. 前記減圧制御手段は、前記脈拍数相当値、前記最高血圧相当値、前記最低血圧相当値および所定の第２の計算式に基づいて、前記第２の圧力変化量を算出する手段を有する、請求項４に記載の電子血圧計。
6. 前記減圧制御手段は、さらに、平均血圧相当値を含む第４の圧力区間を前記第１の圧力変化量で減圧し、
   前記第３の圧力区間は、前記特定の圧力値を始点とする減圧制御区間のうち、前記第１、第２および／または第４の圧力区間を除いた区間を表わす、請求項１〜５のいずれかに記載の電子血圧計。
7. 前記制御手段は、前記加圧制御手段による加圧中に、前記圧力検出手段からの出力に基づいて、前記最高血圧相当値および前記最低血圧相当値を推定するための推定手段をさらに含む、請求項１〜６のいずれかに記載の電子血圧計。
8. 前記推定手段は、前記脈拍数相当値および前記平均血圧相当値のうち少なくとも一方をさらに推定する、請求項７に記載の電子血圧計。
9. 前記カフにより圧迫された前記測定部位の動脈から発するコロトコフ音を検出するための音検出手段をさらに備え、
   前記算出手段は、前記圧力検出手段および前記音検出手段からの出力に基づいて、前記被測定者の血圧値を算出する、請求項１〜８のいずれかに記載の電子血圧計。
10. 被測定者の所定の測定部位に巻き付けるためのカフと、
    前記カフ内の圧力を加圧および減圧により調整するための調整手段と、
    前記カフ内の圧力を表わす圧力信号を検出するための圧力検出手段と、
    制御手段とを備え、
    前記制御手段は、前記調整手段を制御して、特定の圧力値まで前記カフ内の圧力を加圧するための加圧制御手段を含み、
    前記加圧制御手段は、前記被測定者の最高血圧相当値を含む第１の圧力区間、および、最低血圧相当値を含む第２の圧力区間のうち少なくとも一方を、単位時間当り第１の圧力変化量で加圧し、第３の圧力区間を、前記第１の圧力変化量よりも大きい第２の圧力変化量で加圧し、
    前記制御手段は、
    前記加圧制御手段による加圧中に、前記圧力検出手段からの出力に基づいて、前記被測定者の血圧値を算出するための算出手段をさらに含む、電子血圧計。
11. 前記算出手段により算出された血圧値を測定データとして記憶するための記憶手段をさらに備え、
    前記最高血圧相当値、前記最低血圧相当値、前記脈拍数相当値および前記平均血圧相当値は、前記記憶手段に記憶された前記測定データに基づく値である、請求項１〜６，９，１０のいずれかに記載の電子血圧計。
12. 外部より前記最高血圧相当値、前記最低血圧相当値、前記脈拍数相当値および前記平均血圧相当値の入力を受付けるための入力手段をさらに備える、請求項１〜６，９，１０のいずれかに記載の電子血圧計。

Images