JP2009279198A - 血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】血圧測定装置における測定精度を向上させる。
【解決手段】血圧計では、測定部位の周長を取得して（Ｓ１０１）その情報に基づいてポンプの駆動電圧を制御するためのパラメータが決定され（Ｓ４０１）、パラメータと流体袋内圧とに基づいて駆動電圧が決定されて流体袋が加圧される（Ｓ４０３）。加圧過程において最低血圧値が算出される（Ｓ４０５）。また、最高血圧値が推定され（Ｓ３０１’）、流体袋内圧がその圧に達すると加圧が停止される（Ｓ１０７）。次に、測定部位の周長に基づいて流体袋から流体を排出するための弁のギャップが決定され（Ｓ１０９）、ギャップを一定にして減圧するよう制御される（Ｓ１１１）。減圧過程において最高血圧値が算出される（Ｓ１１２）。最高血圧値が算出された時点で流体袋から流体が排出されて（Ｓ１１５）、測定が終了する。
【選択図】図２６

Description

この発明は血圧測定装置に関し、特に、流体袋を内包する腕帯（カフ）を利用して血圧を測定する血圧測定装置に関する。

電子血圧計の採用する血圧の算出方法の１つとして、生体の一部に巻いた流体袋を内包する腕帯（カフ）を加減圧することにより、圧迫された血管の容積変化から伝わる流体袋の容積変化を流体袋の圧力変化（圧脈波振幅）としてとらえ、血圧を算出するオシロメトリック法がある。

流体袋は、流体袋の圧力と流体袋の容積とが図２８に示されるような関係となるような特性を備えている。すなわち、図２８を参照して、Ａ部分に示される流体袋の圧力の低い領域では、流体袋の圧力の増加に対して流体袋の容積が急激に増加する。また、Ｂ部分に示されるように、流体袋の圧力が高くなるに連れて、流体袋の圧力の増加に対して流体袋の容積の増加率が徐々に減少する。

流体袋を減圧する過程で血圧を測定する電子血圧計について説明する。このとき、図２９は流体袋内の流体密度が低いとき、図３０は流体袋内の流体密度が高いときの、血管の容積変化（Ａ）に伴う、流体袋の容積変化（Ｂ）、流体袋内の流体密度の変化（Ｃ）、および流体袋の圧力変化（Ｄ）を表わす図である。また、図３１は流体袋から出る流体の排出速度が速いとき、つまり単位時間当たりの排出量が多いとき、図３２は流体袋から出る流体の排出速度が遅いとき、つまり単位時間当たりの排出量が少ないときの、血管の容積変化（Ａ）に伴う、流体袋の容積変化（Ｂ）、および流体袋の圧力変化（Ｃ）を表わす図である。

図２９〜図３２より、流体袋を減圧する過程で血圧を測定する電子血圧計では、血管の容積変化の検出精度には、以下のような特徴があることが読取られる：
（１）流体袋の圧力が高いほど、流体袋内の流体の密度は高い、
（２）流体袋の容積が大きいほど血管の容積変化に伴う流体袋内の流体の密度変化は小さいため、血管の容積変化の検出精度は低い、
（３）流体袋の容積変化が同じ場合、流体袋の圧力が高いほど流体袋の容積変化に伴う流体袋内の流体の密度変化が大きくなるため、血管の容積変化の検出精度は高くなる、
（４）流体袋の圧力が同じであっても、流体袋内の流体の排出量によって血管の容積変化による流体袋の容積変化の大きさが変化するため、血管の容積変化の検出精度は異なる、
（５）流体袋内の流体の排出量が多いほど、血管の容積変化による流体袋の容積変化は小さくなるため、血管の容積変化の検出精度は低くなる。

そのため、オシロメトリック法を用い、流体袋を減圧する過程で血圧を測定する電子血圧計では、血管の容積変化の検出精度は、流体袋内の流体の密度、および流体袋からの流体の排出量に依存する。

流体袋を一定の速度で減圧し、減圧過程で血圧を測定する血圧計は、図３３に示されるように、一定の速度で減圧するために（図３３の（Ａ））、流体袋の圧力や測定部位の周長に応じて、流体袋から排出する流体の量を弁で制御していた（図３３の（Ｂ））。これにより、図３３の（Ｃ）に示されるように、流体袋の圧力が高い領域では血管の一定の容積変化に対する圧脈波振幅が大きく、流体袋の圧力が低い領域では血管の一定の容積変化に対する圧脈波振幅が小さくなっていた。また、流体袋の圧力変化に伴う血管の容積変化の変化量が測定部位の周長によって異なっていたため、これらが血圧測定の誤差要因となっていた。

次に、流体袋を加圧する過程で血圧を測定する電子血圧計について説明する。このとき、図３４は流体袋内の流体密度が低いとき、図３５は流体袋内の流体密度が高いときの、血管の容積変化（Ａ）に伴う、流体袋の容積変化（Ｂ）、流体袋内の流体密度の変化（Ｃ）、および流体袋の圧力変化（Ｄ）を表わす図である。また、図３６は流体袋への流体の流入が早いとき、つまり単位時間当たりの流入量が多いとき、図３７は流体袋への流体の流入が遅いとき、つまり単位時間当たりの流入量が少ないときの、血管の容積変化（Ａ）に伴う、流体袋の容積変化（Ｂ）、および流体袋の圧力変化（Ｃ）を表わす図である。

図３４〜図３７より、流体袋を加圧する過程で血圧を測定する電子血圧計では、血管の容積変化の検出精度には、以下のような特徴があることが読取られる：
（１）流体袋の圧力が高いほど、流体袋内の流体密度は高い、
（２）流体袋の容積が大きいほど流体袋の容積変化に伴う流体袋内の流体密度変化は小さいため、血管の容積変化の検出精度は低い、
（３）流体袋の容積変化が同じ場合、流体袋の圧力が高いほど流体袋の容積変化に伴う流体袋内の流体密度変化が大きくなるため、血管の容積変化の検出精度は高くなる、
（４）流体袋の圧力が同じであっても、流体袋への流体の流入量によって血管の容積変化による流体袋の容積変化の大きさが変化するため、血管の容積変化の検出精度は異なる、
（５）流体袋への流体の流入量が多いほど、血管の容積変化による流体袋の容積変化は小さくなるため、血管の容積変化の検出精度は低くなる。

そのため、オシロメトリック法を用い、流体袋を加圧する過程で血圧を測定する電子血圧計では、血管の容積変化の検出精度は、流体袋内の流体の密度、および流体袋への流体の流入量に依存する。

流体袋を一定の速度で加圧し、加圧過程で血圧を測定する血圧計は、図３８に示されるように、一定の速度で加圧するために（図３８の（Ａ））、流体袋の加圧速度や測定部位の周長に応じて、流体袋に注入する流体の量をポンプで制御している。このとき、流体袋に注入する流体の量は、流体袋の圧力や測定部位の周長に応じて変化していた（図３８の（Ｂ））。これにより、図３８の（Ｃ）に示されるように、流体袋の圧力が高い領域では血管の容積変化に対する圧脈波振幅が大きく、流体袋の圧力が低い領域では血管の一定の容積変化に対する圧脈波振幅が小さくなっていた。また、流体袋の圧力変化に伴う圧脈波振幅の変化量が測定部位の周長によって異なっていたため、これらが血圧測定の誤差要因となっていた。

また、流体袋を加圧するためのポンプの駆動電圧を一定にして加圧する血圧計では、図３９に示されるように、流体袋の加圧速度が流体袋の圧力や測定部位の周長に応じて変化していた（図３９の（Ａ））。また、流体袋に注入する流体の量が流体袋の圧力に応じて変化していた（図３９の（Ｂ））。これにより、図３９の（Ｃ）に示されるように、流体袋の圧力が高い領域では血管の一定の容積変化に対する圧脈波振幅が大きく、流体袋の圧力が低い領域では血管の一定の容積変化に対する圧脈波振幅が小さくなっていた。また、流体袋の圧力変化に伴う血管の容積変化の変化量が測定部位の周長によって異なっていたため、これらが血圧測定の誤差要因となっていた。

これらの問題を解消するための技術として、以下のような方法が開示されている。すなわち、特開平６−２４５９１１号公報（特許文献１）は、測定部位の周長に応じて弁の排出量を調整する技術、あるいは流体袋と連通する流体格納部を備え、流体袋の測定部位への巻きつけ周長に応じて流体袋と流体格納部との容積和を一定にして制御する技術を開示している。これにより、測定部位の周長が異なっても減圧速度を一定に保つことを実現している。

また、特許第３１１３７３７号公報（特許文献２）は、流体袋の圧力に対する流体袋の容積変化特性を予め備えておき、流体袋の圧力変化の信号を容積変化へと換算しなおし、それを用いて血圧値を計測する方法を開示している。

また、特開平４−２５０１３３号公報（特許文献３）は、脈波出現区間においては、流体袋内の流体を排出する弁を閉じて流体袋の容積変化に伴う血管の容積変化の減衰を防ぐ方法を開示している。
特開平６−２４５９１１号公報 特許第３１１３７３７号公報 特開平４−２５０１３３号公報

しかしながら、特許文献１に開示されている方法では測定部位の周長の違いによる減圧速度の差をなくすことはできるが、減圧速度を一定に保つために流体袋の圧力と連動して弁の排出量が変化することにより、圧脈波振幅は流体袋の圧力によって変化する。そのため、流体袋と流体格納部との容積和を一定にして制御しても測定部位の周長による容積の差がなくなるのみで、流体袋の圧力によって血管の容積変化に対する流体袋の圧力変化の大きさが変化する。よって、依然、血圧測定に誤差が発生する、という問題がある。

また、特許文献２に開示されている方法では、流体袋の圧力と容積変化特性とを予め与えておく必要がある。しかしながら、この変化特性は、流体袋の巻き方や腕の太さ、人体の軟らかさなどにより無限に変化するために、十分な補正を行なうことができないという問題がある。また、より複雑な複数の補正（流量検出、測定部位のサイズ検出、巻き付け状態検出、人体の軟度検出など）が必要で、大掛かりな装置が必要であり、実用的ではないという問題もある。

また、特許文献３に開示されている方法では血管の容積変化を流体袋の圧力変化として正確に捉えることはできるが、脈波が出現するたびに弁を閉じるため、減圧するのが困難であるという問題がある。

つまり、これらの特許文献に開示されている方法では、流体袋の圧力と容積とが比例関係にないため、減圧しながら血圧測定を行なう場合は、測定部位の周長や流体袋の圧力によって流体袋から排出する流体の流量が異なっていた。また、加圧しながら血圧測定を行なう場合は、測定部位の周長や流体袋の圧力によって流体袋への流体の流入量が異なっていた。これにより、測定部位の周長や流体袋の圧力によって血管の容積変化に対する圧脈波振幅の検出精度が異なっていた。従って、血管の容積変化が同じであっても血圧値や測定部位の周長によって圧脈波振幅の大きさに誤差が生じるため、血圧測定の精度が低下してしまう、という問題があった。

本発明はこのような問題に鑑みてなされたものであって、血圧測定の精度を向上させることのできる血圧測定装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明のある局面に従うと、血圧測定装置は、流体袋と、流体袋に流体を注入して加圧する加圧手段と、流体袋から流体を排出して減圧する減圧手段と、流体袋の内圧変化を測定するセンサと、センサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて最高血圧値と最低血圧値とを算出する血圧測定手段と、加圧手段、減圧手段、および血圧測定手段を制御する制御手段とを備え、血圧測定手段は、加圧手段によって流体袋に流体を注入する加圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて、最高血圧値と最低血圧値とのうちの一方を算出し、減圧手段によって流体袋から流体を排出する減圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて、最高血圧値と最低血圧値とのうちの上記一方と異なる他方を算出する。

好ましくは、制御手段は、減圧過程において排出量が流体袋の減圧速度と比例関係となるように減圧手段での流体の排出量を制御するための制御量を決定して、排出量を制御するための排出量を制御し、血圧測定手段は、減圧手段によって流体袋から流体を排出する減圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて、最低血圧値を算出する。

好ましくは、制御手段は、加圧手段による流体袋への流体の単位時間当たりの注入量が流体袋の加圧速度と比例関係となるように、流体袋の内圧に基づいて加圧手段を制御するための制御量を決定して、加圧手段を制御し、血圧測定手段は、加圧手段によって流体袋に流体を注入する加圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて、最低血圧値を算出する。

好ましくは、制御手段は、減圧過程において排出量が流体袋の減圧速度と比例関係となるように減圧手段での流体の排出量を制御するための制御量を決定して、排出量を制御するための排出量を制御し、血圧測定手段は、減圧手段によって流体袋から流体を排出する減圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて、最高血圧値を算出する。

好ましくは、制御手段は、加圧手段による流体袋への流体の単位時間当たりの注入量が流体袋の加圧速度と比例関係となるように、流体袋の内圧に基づいて加圧手段を制御するための制御量を決定して、加圧手段を制御し、血圧測定手段は、加圧手段によって流体袋に流体を注入する加圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて、最高血圧値を算出する。

好ましくは、減圧手段は流体袋に備えられる弁を含み、排出量を制御するための制御量は弁のギャップであり、制御手段は、流体袋の内圧が最高血圧を挟む所定範囲変化する時間内に所定数以上の脈拍数が含まれる減圧速度となり、かつ、血圧測定手段が減圧手段によって流体袋から流体を排出する減圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて最低血圧値を算出する場合に決定されるギャップよりも小さい弁のギャップを決定し、減圧過程において弁のギャップを決定されたギャップに保持するよう制御することで排出量を制御するための排出量を制御する。

好ましくは、減圧手段は前記流体袋に備えられる弁を含み、排出量を制御するための制御量は弁のギャップであり、制御手段は、減圧過程において弁のギャップを決定されたギャップに保持するよう制御することで排出量を制御するための排出量を制御する。

より好ましくは、血圧測定手段は、さらに、加圧手段によって流体袋に流体を注入する加圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて血圧値を算出し、制御手段は、加圧過程における流体袋の内圧変化に基づいて算出される血圧値に応じて弁のギャップを決定する。

より好ましくは、血圧測定手段は、さらに、加圧手段によって流体袋に流体を注入する加圧過程において前記センサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて脈波の周期を算出し、制御手段は、加圧過程における流体袋の内圧変化に基づいて算出される脈波の周期に応じて弁のギャップを決定する。

好ましくは、制御手段は、測定部位の周長に関する情報を取得する取得手段を含み、制御手段は周長に応じて弁のギャップを決定する。

好ましくは、加圧手段は流体袋に流体を注入するためのポンプを含み、加圧手段を制御するための制御量はポンプを駆動するための駆動電圧であり、制御手段は、加圧過程において所定のタイミングで流体袋の内圧に基づいて駆動電圧を更新する。

より好ましくは、制御手段は、測定部位の周長に関する情報を取得する取得手段を含み、制御手段は周長に基づいて、ポンプを駆動するための駆動電圧を制御するための制御パラメータを決定する。

より好ましくは、血圧測定装置は周長を入力する入力手段をさらに備え、取得手段は入力手段から入力によって周長に関する情報を取得する。

好ましくは、取得手段は、流体袋に内圧が所定の圧力となるまでの加圧手段での加圧時間に基づいて周長に関する情報を取得する。

好ましくは、血圧測定装置は流体袋を前記測定部位に巻き付ける巻付手段をさらに備え、巻付手段にはスライド抵抗が含まれ、取得手段は、巻付手段で流体袋を測定部位に巻き付けることでスライド抵抗から得られる抵抗値に基づいて周長に関する情報を取得する。

好ましくは、制御手段は、血圧測定手段が、減圧手段によって流体袋から流体を排出する減圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて、最高血圧値と最低血圧値とのうちの一方と異なる他方を算出した時点で、流体袋から流体を排出するよう減圧手段を制御する。

この発明によると、血圧測定装置において、血管の容積変化の検出精度を流体袋の圧力によらず一定に近づけることができる。これにより、血圧測定誤差を低減することができる。また、測定部位の周長によって流体袋の容積が異なっていても血管の容積変化の検出精度の変化の割合を一定に近づけることができる。これにより、血圧測定誤差を低減することができる。また、これにより測定部位の周長によって異なる流体袋の容積を補正する必要がなくなる。

以下に、図面を参照しつつ、本発明の実施の形態について説明する。以下の説明では、同一の部品および構成要素には同一の符号を付してある。それらの名称および機能も同じである。

［第１の実施の形態］
第１の実施の形態として、流体袋を減圧する過程で血圧を測定する血圧測定装置について説明する。

図１は、本発明の第１の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計１のハードウェア構成の具体例を示すブロック図である。図１を参照して、血圧計１は、本体２と、測定部位に巻付けるカフ５とを備え、それらがチューブ１０で接続される。本体２の正面には、スイッチ等の操作部３と、測定結果等を表示する表示部４とが配備される。操作部３には、電源のＯＮ／ＯＦＦを指示するための電源スイッチ３１、測定の開始を指示するための測定スイッチ３２、測定の停止を指示するための停止スイッチ３３、および記録されている測定値を呼出して表示させるための記録呼出スイッチ３４などが含まれる。カフ５には流体袋１３が配置される。流体袋１３に注入され、流体袋１３から排出される流体は、たとえば空気が該当する。カフ５を測定部位に巻付けることで流体袋１３が測定部位に押付けられる。測定部位としては、たとえば上腕または手首などが挙げられる。

流体袋１３は、流体袋１３の内圧変化を測定する圧力センサ２３、流体袋１３に対する流体の注入／排出を行なうポンプ２１、および弁２２に接続される。圧力センサ２３、ポンプ２１、および弁２２は、各々、発振回路２８、ポンプ駆動回路２６、および弁駆動回路２７に接続され、さらに、発振回路２８、ポンプ駆動回路２６、および弁駆動回路２７は、各々、血圧計１全体を制御するＣＰＵ（Central Processing Unit）４０に接続される。

ＣＰＵ４０には、さらに、表示部４と、操作部３と、ＣＰＵ４０で実行されるプログラムを記憶したりプログラムを実行する際の作業領域となったりするメモリ６と、測定結果等を記憶するメモリ７と、電源５３とが接続される。

ＣＰＵ４０は、電源５３から電力供給を受けて駆動する。ＣＰＵ４０は周長情報取得部４１および弁駆動電圧決定部４３を含む。これらは、ＣＰＵ４０が操作部３から入力される操作信号に基づいてメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行することで、ＣＰＵ４０に形成される。周長情報取得部４１は測定部位のサイズである周長情報を取得し、弁駆動電圧決定部４３に入力する。弁駆動電圧決定部４３は周長情報に基づいて弁２２を駆動させるための電圧（以下、駆動電圧Ｅｖ）を決定する。ＣＰＵ４０は、弁駆動回路２７に、弁駆動電圧決定部４３で決定された駆動電圧Ｅｖに応じた制御信号を出力する。また、ＣＰＵ４０は、操作部３から入力される操作信号に基づいてメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行しポンプ駆動回路２６に制御信号を出力する。

ポンプ駆動回路２６および弁駆動回路２７は、制御信号に従ってポンプ２１および弁２２を駆動させる。ポンプ２１は、ＣＰＵ４０からの制御信号に従ったポンプ駆動回路２６によってその駆動が制御されて、流体袋１３内に流体を注入する。弁２２は、ＣＰＵ４０からの制御信号に従った弁駆動回路２７によってその開閉および開き幅（以下、ギャップと称する）が制御されて、流体袋１３内の流体を排出する。

圧力センサ２３は静電容量形の圧力センサであり、流体袋１３の内圧変化により容量値が変化する。発振回路２８は、圧力センサ２３の容量値に応じた発振周波数の信号に変換され、ＣＰＵ４０に入力される。ＣＰＵ４０は、圧力センサ２３から得られた流体袋１３の内圧変化に基づいて所定の処理を実行し、その結果に応じてポンプ駆動回路２６および弁駆動回路２７に上記制御信号を出力する。また、ＣＰＵ４０は、圧力センサ２３から得られた流体袋１３の内圧変化に基づいて血圧値を算出し、測定結果を表示部４に表示させるための処理を行ない、表示させるためのデータと制御信号とを表示部４に出力する。また、ＣＰＵ４０は、血圧値をメモリ７に記憶させるための処理を行なう。

図２は、血圧計１において測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の、第１の具体例を示すフローチャートである。図２のフローチャートに示される処理は、ＣＰＵ４０がメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行することにより実現される。

図２を参照して、ＣＰＵ４０は、操作部３からの操作信号の入力を監視し、測定スイッチ３２が操作されたことを検知すると、ステップＳ１０１でＣＰＵ４０の周長情報取得部４１は、測定部位のサイズである測定部位の周長を表わす周長情報を取得する。ここでは、操作部３を構成するスイッチなどによって、測定時にたとえば「太」、「細」などの周長情報が入力されるものとし、周長情報取得部４１は操作部３からの操作信号より周長情報を取得するものとする。

なお、周長情報取得部４１での周長情報の取得方法は上述の方法には限定されない。たとえば、血圧計１において測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の第２の具体例として図３に示されるように、上記ステップＳ１０１に替えてステップＳ２０１〜Ｓ２０５の処理で周長情報を取得してもよい。詳しくは、ステップＳ２０１でＣＰＵ４０はポンプ駆動回路２６に予め規定されてある所定の電圧でポンプ２１を駆動させるための制御信号を出力し、所定の電圧でポンプ２１を駆動させて流体袋１３が予め規定されている所定の圧力に達するまで流体袋１３を加圧する。所定の圧力に達すると（ステップＳ２０３でＹＥＳ）、ステップＳ２０５でＣＰＵ４０は、流体袋１３が所定圧力に達するまでの加圧時間を記憶する。図４（Ａ）に示されるように、ポンプ２１を駆動させる駆動電圧が同じ場合、測定部位の周長が大きくなるほど加圧速度は小さくなる。従って、図４（Ｂ）に示されるように、測定部位の周長が大きくなるほど加圧時間は大きくなる。つまり、流体袋１３が所定圧力に達するまでの加圧時間は測定部位の周長を表わす指標と言える。そこで、周長情報取得部４１は、ステップＳ２０５で記憶された加圧時間を周長情報として取得する。なお、周長情報取得部４１は、加圧時間に替えて、ポンプ２１の回転数と流体袋１３の圧力とからも、同様にして得られる。また、他の例として、流体袋１３を測定部位に巻きつける手段としての布（不図示）にスライド抵抗が含まれており、周長情報取得部４１は、流体袋１３を測定部位に巻きつけたときの上記スライド抵抗から得られる抵抗値から周長情報を取得してもよい。

ステップＳ１０３、Ｓ１０５でＣＰＵ４０はポンプ駆動回路２６に制御信号を出力し、流体袋１３が予め規定されている所定の圧力に達するまで流体袋１３を加圧する。所定の圧力に達すると（ステップＳ１０５でＹＥＳ）、ステップＳ１０７でＣＰＵ４０はポンプ駆動回路２６に制御信号を出力し、流体袋１３の加圧を停止する。その後、ステップＳ１０９でＣＰＵ４０の弁駆動電圧決定部４３は、ステップＳ１０１またはステップＳ２０１〜Ｓ２０５で取得された周長情報に基づいて弁２２の駆動電圧Ｅｖを決定する。ステップＳ１１１でＣＰＵ４０は、ステップＳ１０９で決定された駆動電圧Ｅｖを保持して弁２２を駆動させるよう制御信号を弁駆動回路２７に出力し、流体袋１３の減圧を開始する。ステップＳ１１３でＣＰＵ４０は、減圧中に得られる流体袋１３の内圧に重畳した動脈の容積変化に伴う振動成分を抽出し、所定の演算により血圧値を算出する。なお、上記ステップＳ１１１での減圧速度が速すぎて上記ステップＳ１１３で血圧値が算出されないときや、逆に、上記ステップＳ１１１での減圧速度が遅すぎて排出が進まないときなど（ステップＳ１１４でＮＯ）、ステップＳ１１７でＣＰＵ４０はエラーと判断して、弁２２を開放させるよう制御信号を弁駆動回路２７に出力し、流体袋１３内の流体を急速に排出する。そうでない場合、つまり上記ステップＳ１１３で血圧値が算出された場合には（ステップＳ１１４でＹＥＳ）、ステップＳ１１５でＣＰＵ４０からの制御信号に従って弁２２が開放され、流体袋１３内の流体が排出される。

上記ステップＳ１０９の、弁駆動電圧決定部４３での駆動電圧Ｅｖの決定について説明する。

ここで、駆動電圧Ｅｖを一定に保持した場合の流体袋の圧力に対する減圧速度の変化度合いは、図５に示されるように、測定部位の周長によって異なる。具体的には、図５を参照して、測定部位の周長が小さいほど減圧速度の変化度合いが大きく、測定部位の周長が大きいほど減圧速度の変化度合いが小さい。つまり、図５に示される関係より、測定部位の周長は駆動電圧Ｅｖを決定するためのパラメータであると言える。

上記ステップＳ１０９で、弁駆動電圧決定部４３は上述の図５に示された関係を利用して駆動電圧Ｅｖを決定する。具体例として、弁駆動電圧決定部４３は、以下の式（１）に上記ステップＳ１０１または上記ステップＳ２０１〜Ｓ２０５で取得された周長情報を代入することで駆動電圧Ｅｖを決定する：
駆動電圧Ｅｖ＝α×周長情報＋β …式（１）。

ステップＳ１０９で上述の式（１）が用いられることで、図６に示されるように、駆動電圧Ｅｖが測定部位の周長に比例した大きさで決定される。

ここで、測定部位の周長が同一であった場合の流体袋１３の圧力に対する減圧速度の変化度合いは、図７に示されるように、弁２２のギャップ、つまり駆動電圧の大きさによって異なる。具体的には、図７を参照して、弁２２のギャップが大きくなるほど減圧速度の変化度合いが大きく、ギャップが小さくなるほど減圧速度の変化度合いが小さい。従って、図７に示される関係より、ギャップの大きさは、流体袋１３の、最高血圧の算出から最低血圧の算出までの減圧速度を、所定の速度の範囲内とするような大きさが好ましい。より詳しくは、ギャップの大きさは、減圧時の最高血圧と最低血圧との間に検出できる脈拍数が所定数以上となるような減圧速度となるギャップの大きさが好ましい。より好ましくは、上記「所定数」は５である。なぜなら、本願出願人が先に出願して開示されている特許第３１７９８７３号公報にも記載されているように、減圧時の最高血圧と最低血圧との間に５程度の脈拍数が測定されるように減圧速度が制御されるよう減圧測定のアルゴリズムの性能を考慮して設定されることが妥当であるとされているためである。なお、減圧時の最高血圧と最低血圧との間に５以上の脈拍数が測定されるような減圧速度はたとえば実験等によって得られ、予めメモリ６に記憶されているものとする。その値として具体的には、好ましくは３mmHg/sec〜１３mmHg/sec程度である。従って、上記式（１）の係数α，βは、流体袋１３の圧力が血圧値程度の範囲における血圧減圧速度を、３mmHg/sec〜１３mmHg/sec程度である目標とする減圧速度内とするような値とすることができる。このような係数α，βは、予め実験等によって求められ、血圧計１のメモリ６に記憶されているものとする。なお、上の例では、ステップＳ１０９で上記式（１）に取得された周長情報を入力して駆動電圧Ｅｖを決定するものとしているが、式（１）に替えて、メモリ６が周長情報と駆動電圧Ｅｖとの関係を規定するテーブルを記憶しておき、弁駆動電圧決定部４３がそのテーブルから、取得された周長情報に対応する駆動電圧Ｅｖを読出してもよい。

［変形例］
図８は、血圧計１において測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の、変形例を示すフローチャートである。図８に示される処理においては、図３に示された第２の具体例と同様に、ステップＳ２０１〜Ｓ２０５で流体袋１３の圧力が所定圧力に達するまでの加圧時間に基づいて測定部位の周長が推定されると共に、その後の加圧過程において、ステップＳ３０１でＣＰＵ４０は、圧力センサ２３から得られた流体袋１３の内圧変化に基づいて最高血圧値を推定し、ステップＳ３０３で流体袋１３の加圧終了時の圧力を算出する。血圧計１は所定圧力まで流体袋１３を加圧した後の減圧過程で得られる流体袋１３の内圧変化に基づいて血圧値を算出する構成である。そのため、ステップＳ３０３では、好ましくは、ＣＰＵ４０は、ステップＳ３０１で推定された最高血圧値よりも所定圧力値分高い圧力値を加圧終了圧力として算出する。流体袋１３の圧力がステップＳ３０３で算出された加圧終了圧力に達すると（ステップＳ１０５’でＹＥＳ）、以降、図２や図３に示された処理と同様にして駆動電圧Ｅｖが決定されて、駆動電圧Ｅｖを保持して弁を駆動させるような制御が行なわれる減圧過程において血圧値が算出される。

なお、変形例においては、ステップＳ１０９で弁駆動電圧決定部４３は、上述の図５に示された関係に替えて、または加えて、ステップＳ３０１で推定された最高血圧値を考慮して駆動電圧Ｅｖを決定する。具体例として、駆動電圧決定部４３は、以下の式（２）に上記ステップ１０１または上記ステップＳ２０１〜Ｓ２０５で取得された周長情報を代入することで駆動電圧Ｅｖを決定する：
駆動電圧Ｅｖ＝α×周長情報＋β＋オフセット量Ｓ、
オフセット量Ｓ＝推定最高血圧値×γ …式（２）。

変形例におけるステップＳ１０９で上述の式（２）が用いられることで、図９に示されるように、駆動電圧Ｅｖが、測定部位の周長に比例した大きさで、かつ推定された最高血圧に応じた大きさで決定される。なお、上の具体例では、オフセット量Ｓは推定最高血圧値に基づいて算出されるものとしている。しかしながら、オフセット量Ｓは、推定最低血圧値、脈圧、または脈波の周期に基づいて算出されるものであってもよい。

図７を用いて説明された関係より、ギャップの大きさは、流体袋１３の圧力が血圧値程度の範囲における血圧減圧速度を目標とする減圧速度内とするような大きさが好ましい。従って、上記式（２）の係数γもまた、流体袋１３の最高血圧の算出から最低血圧の算出までの減圧速度を、３mmHg/sec〜１３mmHg/sec程度である目標とする減圧速度内とするような値とすることができる。

上記ステップＳ１１１では、ＣＰＵ４０によって、上記ステップＳ１０９で決定された駆動電圧Ｅｖを保持して弁２２を駆動させるよう制御される。すなわち、減圧時に弁２２のギャップが一定となるよう制御される。これにより、減圧時、流体袋１３の減圧速度は、流体袋１３の圧力変化に伴って図１０（Ａ）に示されるように変化する。すなわち、図１０（Ａ）より、流体袋１３の圧力がある圧力以下となった場合、流体袋１３の減圧速度は、測定部位の周長の大小に関わらず、ほぼ同じ値で、以降の（減少する）圧力変化によってほぼ変化しなくなる。また、減圧時、流体袋１３の圧力における弁２２からの排出量は、流体袋１３の圧力変化に伴って図１０（Ｂ）に示されるように変化する。すなわち、図１０（Ｂ）より、流体袋１３の圧力がある圧力以下となった場合、弁２２からの排出量は、測定部位の周長に応じた値で、以降の（減少する）圧力変化によってほぼ変化しなくなる。つまり、図１０（Ａ）、図１０（Ｂ）に示された関係より、駆動電圧Ｅｖが一定となるように制御すること、すなわち弁２２のギャップを一定とするよう制御することは、弁２２からの排出量と流体袋１３の減圧速度とを比例関係となるように駆動電圧Ｅｖを制御することである、と言える。

ＣＰＵ４０がこのように制御することで、血圧計１においては、流体袋１３から出る流体の流量と減圧速度とを比例関係に近づけることができる。それにより、血管の容積変化の検出精度を一定に近づけることができ、測定精度を向上させることができる。つまり、図１０（Ｃ）に示されるように、流体袋１３の圧力変化に関わらず、一定の容積変化に対する圧脈波振幅を測定部位の周長に応じた値で一定とすることができる。

図１１は、流体袋１３の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。図１１（Ａ）は、流体袋１３の時間経過に従った圧力変化と、動脈内圧の圧力変化とを示している。図１１（Ａ）中の点線Ａは、従来の、流体袋の圧力を等速減圧するよう制御した場合の、流体袋１３の圧力変化を示している。それに対して、本実施の形態にかかる血圧計１において、駆動電圧Ｅｖが一定、すなわち弁２２のギャップが一定となるよう制御して減圧した場合の流体袋１３の圧力変化は実線Ｂで示されている。血圧計１において駆動電圧Ｅｖが一定、すなわち弁２２のギャップが一定となるよう制御して減圧されることで、従来では図１１（Ｂ）に示されるように流体袋１３の圧力変化（減圧）に従って測定される動脈内圧が、図１１（Ｃ）に示されるように測定される。詳しくは、図１１（Ｃ）において、図１１（Ｂ）に示された動脈内圧の各測定値を結んで得られる線分が、点線で示されている。従来の、流体袋の圧力を等速減圧するよう制御される血圧計においては、図２９および図３０に示されたように、同じ動脈内圧であっても、流体袋の圧力が低い領域では高い領域と比較して血管の容積変化の検出精度が低くなる。それに対して、本実施の形態にかかる血圧計１では、図１１（Ｂ）と図１１（Ｃ）とを比較することで示されるように、流体袋１３の圧力の低い領域における血管の容積変化の検出精度が、従来の、流体袋の圧力を等速減圧するよう制御される血圧計での検出精度よりも向上していることが顕著に示されている。同様に、圧力の高い領域における血管の容積変化の検出精度も向上していることが示されている。

なお、上の例では、上記ステップＳ１１１での減圧過程において、ＣＰＵ４０は駆動電圧Ｅｖを上記ステップＳ１０９で弁駆動電圧決定部４３によって決定された駆動電圧Ｅｖに保持する、つまり駆動電圧Ｅｖを一定に保つよう制御している。しかしながら、血圧計１が上に示された構成に加えて、図１２に示されるように、弁２２からの排出量を測定する流量計５５をさらに含んで、減圧過程において、弁駆動電圧決定部４３によって、弁２２からの排出量と減圧速度とが比例関係となるように駆動電圧Ｅｖが更新されてもよい。この場合、ＣＰＵ４０はフィードバック制御を行ない、駆動電圧Ｅｖを、所定の時間間隔等の特定のタイミングで決定される駆動電圧Ｅｖに変更して保持するよう制御する。このようなフィードバック制御がされることで、流体袋１３から出る流体の流量と減圧速度とを比例関係により近づけることができる。それにより、一定の血管の容積変化に対する圧脈波振幅を一定に近づけることができ、測定精度を向上させることができる。

［第２の実施の形態］
第２の実施の形態として、流体袋を加圧する過程で血圧を測定する血圧測定装置について説明する。

図１３は、本発明の第２の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計１’のハードウェア構成の具体例を示すブロック図である。図１３を参照して、第２の実施の形態にかかる血圧計１’は、図１に示された第１の実施の形態にかかる血圧計１のハードウェア構成と、ほぼ同様のハードウェア構成である。

第２の実施の形態にかかる血圧計１’では、ＣＰＵ４０には、弁駆動電圧決定部４３に替えて、ポンプ駆動電圧決定部４５が含まれる。周長情報取得部４１およびポンプ駆動電圧決定部４５は、ＣＰＵ４０が操作部３から入力される操作信号に基づいてメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行することで、ＣＰＵ４０に形成される。周長情報取得部４１は測定部位のサイズである周長情報を取得し、ポンプ駆動電圧決定部４５に入力する。ポンプ駆動電圧決定部４５は周長情報に基づいてポンプ２１を駆動させるための電圧（以下、駆動電圧Ｅｐ）を制御するための制御パラメータＡｐを決定する。さらに、制御パラメータＡｐと発振回路２８を介して入力される圧力センサ２３で測定される流体袋１３の圧力である内圧Ｐとに基づいて駆動電圧Ｅｐを決定する。ＣＰＵ４０は、ポンプ駆動回路２６に、ポンプ駆動電圧決定部４５で決定された駆動電圧Ｅｐに応じた制御信号を出力する。また、ＣＰＵ４０は、操作部３から入力される操作信号に基づいてメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行し弁駆動回路２７に制御信号を出力する。

図１４は、血圧計１’において測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の具体例を示すフローチャートである。図１４のフローチャートに示される処理は、ＣＰＵ４０がメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行することにより実現される。

図１４を参照して、第１の実施の形態において図２に示された処理のステップＳ１０１と同様にして、ＣＰＵ４０の周長情報取得部４１は、測定部位のサイズである測定部位の周長を表わす周長情報を取得する。なお、第２の実施の形態においても、第１の実施の形態において図３、図４を用いて説明されたように、流体袋１３が所定圧力に達するまでの加圧時間を周長情報として取得してもよいし、先述のように、流体袋１３を測定部位に巻きつける手段としての布（不図示）にスライド抵抗が含まれている場合には、上記スライド抵抗から得られる抵抗値から周長情報を取得してもよい。

ステップＳ４０１でＣＰＵ４０のポンプ駆動電圧決定部４５は、ステップＳ１０１で取得された周長情報に基づいてポンプ２１の駆動電圧Ｅｐを制御するための制御パラメータＡｐを決定する。

ステップＳ４０３でＣＰＵ４０は、ステップＳ４０１で決定された制御パラメータＡｐと内圧Ｐとを用いて駆動電圧Ｅｐを決定し、決定された駆動電圧Ｅｐでポンプ２１を駆動させるよう制御信号をポンプ駆動回路２６に出力し、流体袋１３を加圧する。なお、ステップＳ４０３でＣＰＵ４０は、上述の処理を所定のタイミングで行なって、流体袋１３の内圧変化に応じて駆動電圧Ｅｐを決定してもよい。所定のタイミングとは、たとえば所定の時間間隔や、流体袋１３の圧力が所定の圧力に達したタイミングなどが挙げられる。そして、ステップＳ１１３’でＣＰＵ４０は、加圧中に得られる流体袋１３の内圧に重畳した動脈の容積変化に伴う振動成分を抽出し、所定の演算により血圧値を算出する。なお、上記ステップＳ４０３での加圧速度が速すぎて上記ステップＳ１１３’で血圧値が算出されないときや、逆に、上記ステップＳ４０３での加圧速度が遅すぎて加圧が進まないときなど（ステップＳ１１４でＮＯ）、ステップＳ１１７でＣＰＵ４０はエラーと判断して、弁２２を開放させるよう制御信号を弁駆動回路２７に出力し、流体袋１３内の流体を急速に排出する。そうでない場合、つまり上記ステップＳ１１３’で血圧値が算出された場合には（ステップＳ１１４でＹＥＳ）、ステップＳ１１５でＣＰＵ４０からの制御信号に従って弁２２が開放され、流体袋１３内の流体が排出される。

上記ステップＳ４０１のポンプ駆動電圧決定部４５での制御パラメータＡｐの決定、および上記ステップＳ４０３のポンプ駆動電圧決定部４５での駆動電圧Ｅｐの決定について説明する。

図１５は、駆動電圧Ｅｐを一定に保持した場合の、測定部位の周長ごとの、流体袋１３の圧力と加圧速度との関係を表わす図である。図１５を参照して、測定部位の周長が小さいほど全体的に加圧速度が大きい。逆に測定部位の周長が大きいほど、全体的に加圧速度が小さい。また、測定部位の周長が小さいほど加圧速度の変化度合いが大きく、測定部位の周長が大きいほど加圧速度の変化度合いが小さい。つまり、図１５に示される関係より、測定部位の周長は駆動電圧Ｅｐを決定するためのパラメータであると言える。

そこで、上記ステップＳ４０１で、ポンプ駆動電圧決定部４５は上述の図１５に示された関係を利用して制御パラメータＡｐを決定する。具体例として、ポンプ駆動電圧決定部４５は、以下の式（３）に上記ステップＳ１０１または上記ステップＳ２０１で取得された周長情報を代入することで制御パラメータＡｐを決定する：
制御パラメータＡｐ＝α’×周長情報＋β’ …式（３）。

図１６は、測定部位の周長をある大きさに固定した場合の、駆動電圧Ｅｐごとの、流体袋１３の圧力と流体袋１３への流体の流入速度、つまり単位時間当たりの流入量との関係を表わす図である。図１６を参照して、駆動電圧Ｅｐが大きい（高い）ほど、つまりポンプ２１の駆動力が大きいほど全体的に流入速度が大きい。逆に、駆動電圧Ｅｐが小さい（低い）ほど、つまりポンプ２１の駆動力が小さいほど、全体的に流入速度が小さい。また、駆動電圧Ｅｐが大きいほど流入速度の変化度合いが大きく、駆動電圧Ｅｐが小さいほど流入速度の変化度合いが小さい。

そこで、上記ステップＳ４０３で、ポンプ駆動電圧決定部４５は上述の図１６に示された関係を利用して駆動電圧Ｅｐを決定する。具体例として、上述のようにして決定された制御パラメータＡｐと流体袋１３の内圧Ｐとを以下の式（４）に代入することで、駆動電圧Ｅｐを決定する：
駆動電圧Ｅｐ＝制御パラメータＡｐ×内圧Ｐ …式（４）。

ステップＳ４０１，Ｓ４０３で上述の式（３），（４）が用いられることで、図１７に示されるように、駆動電圧Ｅｐが測定部位の周長と内圧Ｐに比例した大きさで決定される。さらに、上記ステップＳ４０３では、上記ステップＳ１０５で流体袋１３の圧力が所定の圧力に達した段階で上述のように駆動電圧Ｅｐが決定されてさらに加圧されるのみならず、その後の所定のタイミングでさらに同様にして、駆動電圧Ｅｐが決定（更新）されてもよい。上記所定のタイミングで駆動電圧Ｅｐが決定される場合、ポンプ駆動電圧決定部４５はそのときの内圧Ｐを上記式（３）に代入することで駆動電圧Ｅｐを決定する。

より詳しくは、駆動電圧Ｅｐは、加圧時の最低血圧と最高血圧との間に検出できる脈拍数が所定数以上となるような加圧速度となる大きさが好ましい。より好ましくは、先述のように、上記「所定数」は５である。加圧時の最低血圧と最高血圧との間に５以上の脈拍数が測定されるような加圧速度は、好ましくは３mmHg/sec〜１３mmHg/sec程度である。従って、上記式（３）の係数α’，β’は、流体袋１３の、最低血圧の算出から最高血圧の算出までの加圧速度を、３mmHg/sec〜１３mmHg/sec程度である目標とする加圧速度内とするような値とすることができる。このような係数α’，β’は、予め実験や図１６に示される関係等によって求められ、血圧計１’のメモリ６に記憶されているものとする。なお、上の例では、ステップＳ４０１で上記式（３）に取得された周長情報を入力して制御パラメータＡｐを決定するものとしているが、式（３）に替えて、メモリ６が周長情報と制御パラメータＡｐとの関係を規定するテーブルを記憶しておき、ポンプ駆動電圧決定部４５がそのテーブルから、取得された周長情報に対応する制御パラメータＡｐを読出してもよい。同様に、式（４）に替えて、メモリ６が周長情報と駆動電圧Ｅｐとの関係を規定するテーブルを記憶しておき、ポンプ駆動電圧決定部４５がそのテーブルから、取得された周長情報に対応する駆動電圧Ｅｐを読出してもよい。

上記ステップＳ４０３でＣＰＵ４０は、流体袋１３を加圧しながら内圧Ｐに応じて駆動電圧Ｅｐを更新する。これにより、加圧時、流体袋１３への流体の単位時間当たりの流入量は、流体袋１３の圧力変化に伴って図１８（Ａ）に示されるように制御される。このとき、流体袋１３の加圧速度は、流体袋１３の圧力変化に伴って図１８（Ｂ）に示されるように変化（増加）する。これにより、血圧計１’においては、流体袋１３に単位時間当たりに注入する流体の流量と流体袋１３の加圧速度とを比例関係に近づけることができる。そのため、測定精度を向上させることができる。つまり、図１８（Ｃ）に示されるように、流体袋１３の圧力変化に関わらず、一定の容積変化に対する圧脈波振幅を測定部位の周長に応じた値で一定とすることができる。

図１９は、流体袋１３の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。図１９（Ａ）は、流体袋１３の時間経過に従った圧力変化と、動脈内圧の圧力変化とを示している。図１９（Ａ）中の点線Ａは、従来の、流体袋の圧力を等速加圧するよう制御した場合の、流体袋１３の圧力変化を示している。それに対して、本実施の形態にかかる血圧計１’において、駆動電圧Ｅｐを流体袋１３の圧力である内圧Ｐに応じて更新するよう制御して加圧した場合の流体袋１３の圧力変化は実線Ｂで示されている。血圧計１’において加圧時にポンプ２１の駆動電圧Ｅｐが流体袋１３の圧力に応じて更新されることで、従来では図１９（Ｂ）に示されるように流体袋１３の圧力変化（加圧）に従って測定される動脈内圧が、図１９（Ｃ）に示されるように測定される。詳しくは、図１９（Ｃ）において、図１９（Ｂ）に示された動脈内圧の各測定値を結んで得られる線分が、点線で示されている。従来の、流体袋の圧力を等速加圧するよう制御される血圧計においては、図３４および図３５に示されたように、同じ動脈内圧であっても、流体袋の流体密度が低い領域では高い領域と比較して血管の容積変化の検出精度が低くなる。それに対して、本実施の形態にかかる血圧計１’では、図１９（Ｂ）と図１９（Ｃ）とを比較することで示されるように、流体袋１３の圧力の低い領域における血管の容積変化の検出精度が、従来の、流体袋の圧力を等速加圧するよう制御される血圧計での検出精度よりも向上していることが顕著に示されている。同様に、圧力の高い領域における血管の容積変化の検出精度も向上していることが示されている。

なお、上の例では、上記ステップＳ４０３での加圧過程において、ＣＰＵ４０は駆動電圧Ｅｐを流体袋１３の圧力に基づいて更新している。しかしながら、血圧計１’が上に示された構成に加えて、図２０に示されるように、流体袋１３への流体の流入量を測定する流量計５５をさらに含んで、加圧過程において、ポンプ駆動電圧決定部４５によって、流体袋１３への流体の単位時間当たりの流入量と加圧速度とが比例関係となるように駆動電圧Ｅｐが更新されてもよい。これによっても、流体袋１３への流体の単位時間当たりの流入量と加圧速度とを比例関係に近づけることができる。それにより、一定の血管の容積変化に対する圧脈波振幅を一定に近づけることができ、測定精度を向上させることができる。

［第３の実施の形態］
第１の実施の形態にかかる血圧計１において上述の制御がなされることで、図１１（Ａ）に示されるように、減圧過程において流体袋１３の内圧が変化する。また、第２の実施の形態にかかる血圧計１’において上述の制御がなされることで、図１９（Ａ）に示されるように、加圧過程において流体袋１３の内圧が変化する。図１１（Ａ）および図１９（Ａ）のいずれにも示されているように、これらの制御方法では、高圧側での速度変化が大きくなる。したがって、いずれの場合であっても、図１１（Ｃ）および図１９（Ｃ）のいずれにも示されているように、高圧側において取得できる脈波の数が少なくなる。つまり、いずれの制御方法でも、高圧側では低圧側ほど脈波情報を得ることができていない。

そこで、第３の実施の形態では、血圧計１、血圧計１’において、加圧過程と減圧過程との両過程において血圧測定を行なうものとする。

先に、血圧計１について説明する。図２１のフローチャートに、第３の実施の形態において、血圧計１で測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の具体例を示す。第３の実施の形態では、図２に示された第１の実施の形態での処理と比較すると、ステップＳ１０３で流体袋１３が加圧されている過程において、ステップＳ１０４でＣＰＵ４０は、圧力センサ２３からの出力より流体袋１３の内圧に重畳した動脈の容積変化に伴う振動成分を抽出し、所定の演算により最高血圧値を算出する。なお、上記ステップＳ１０３での加圧は、通常の、等速加圧であってよい。そして、上記ステップＳ１０４で最高血圧値が算出された場合には（ステップＳ１０５’でＹＥＳ）、上述のステップＳ１０７以降の処理が行なわれる。なお、第３の実施の形態では、上述のステップＳ１１３での処理において、つまり上述のステップＳ１１１で駆動電圧Ｅｖが一定、すなわち弁２２のギャップが一定となるよう制御がなされている、流体袋１３の減圧過程において、ＣＰＵ４０は、圧力センサ２３からの出力から、所定の演算により最低血圧値を算出する（ステップＳ１１３”）。

図２２は、流体袋１３の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。図２２（Ａ）は、流体袋１３の時間経過に従った圧力変化と、動脈内圧の圧力変化とを示している。図２２（Ｂ）は、上記ステップＳ１０４で流体袋１３の圧力変化（加圧）に従って測定される動脈内圧を示している。上記ステップＳ１１３”で測定される動脈内圧は、図１１（Ｃ）に示されるものと同様である。

次に、血圧計１’について説明する。図２３のフローチャートに、第３の実施の形態において、血圧計１’で測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の具体例を示す。第３の実施の形態では、図１４に示された第２の実施の形態での処理と比較すると、ステップＳ４０３までは第２の実施の形態での処理と同様の処理が行なわれる。その後、第３の実施の形態においては、ステップＳ４０３で流体袋１３が上述の加圧制御されている過程において、ステップＳ４０５でＣＰＵ４０が動脈内圧を測定し、最低血圧値を算出する。ステップＳ３０１’でＣＰＵ４０は、圧力センサ２３から得られた流体袋１３の内圧変化に基づいて最高血圧値を推定し、ステップＳ３０３で流体袋１３の加圧終了時の圧力を算出する。そして、流体袋１３の圧力がステップＳ３０３で算出された加圧終了圧力に達すると（ステップＳ１０５’でＹＥＳ）、ステップＳ１０７でＣＰＵ４０はポンプ駆動回路２６に制御信号を出力し、流体袋１３の加圧を停止する。その後のステップＳ１１１’で通常の等速減圧する処理が実行されて、減圧過程において動脈内圧が測定されて最高血圧値が算出される（ステップＳ１１２）。

図２４は、第３の実施の形態において血圧計１’の流体袋１３の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。図２４（Ａ）は、流体袋１３の時間経過に従った圧力変化と、動脈内圧の圧力変化とを示している。図２４（Ｂ）は、流体袋１３の減圧過程において圧力変化（減圧）に従って測定される動脈内圧を示している。加圧で測定される動脈内圧は、図１９（Ｃ）に示されるものと同様である。

図２２（Ｂ）と図１１（Ｃ）とを比較することで示されるように、血圧計１において、上記ステップＳ１０４で動脈内圧を測定することで、上記ステップＳ１１３またはステップＳ１１３”で動脈内圧を測定する場合と比較して、高圧側において取得できる脈波の数が増加している。同様に、図２４（Ｂ）と図１９（Ｃ）とを比較することで示されるように、血圧計１’において、減圧過程において動脈内圧を測定することで、加圧過程で動脈内圧を測定する場合と比較して、高圧側において取得できる脈波の数が増加している。つまり、血圧計１，１’において第３の実施の形態における測定方法で動脈内圧を測定して血圧値を算出することで、第１の実施の形態における測定方法、または第２の実施の形態における測定方法で測定するよりも、高圧側において動脈情報を多く得ることができる。その結果、最高血圧の測定精度を向上させることができる。従って、血圧計１において、第１の実施の形態で説明された制御と上述の制御とを行なうことで、流体袋１３の圧力の低い領域の血管の容積変化の検出精度も、高い領域の血管の容積変化の検出精度も向上させることができる。同様に、血圧計１’において、第２の実施の形態で説明された制御と上述の制御とを行なうことで、流体袋１３の圧力の低い領域の血管の容積変化の検出精度も、高い領域の血管の容積変化の検出精度も向上させることができる。

［第４の実施の形態］
さらに、流体袋１３の加圧時に第２の実施の形態で説明された制御が行なわれ、減圧時に第１の実施の形態で説明された制御が行なわれてもよい。図２５は、本発明の第４の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計１”のハードウェア構成の具体例を示すブロック図である。図２５に示されるように、血圧計１”のＣＰＵ４０には、第１の実施の形態で説明された弁駆動電圧決定部４３と、第２の実施の形態で説明されたポンプ駆動電圧決定部４５とが含まれる。

図２６は、血圧計１”において測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の具体例を示すフローチャートである。図２６のフローチャートに示される処理は、先に説明された、図２のフローチャートに示された処理、図８のフローチャートに示された処理、および図１４のフローチャートに示された処理の組み合わせであって、第３の実施の形態に説明されたように、流体袋１３の加圧過程および減圧過程のいずれの過程においても動脈内圧が測定されて、血圧値が算出される処理である。

詳しくは、図２６を参照して、ステップＳ１０１でＣＰＵ４０の周長情報取得部４１は、測定部位のサイズである測定部位の周長を表わす周長情報を取得し、ステップＳ４０１でＣＰＵ４０のポンプ駆動電圧決定部４５が、ステップＳ１０１で取得された周長情報に基づいてポンプ２１の駆動電圧Ｅｐを制御するための制御パラメータＡｐを決定する。そして、ステップＳ４０３でＣＰＵ４０は、ステップＳ４０１で決定された制御パラメータＡｐと内圧Ｐとを用いて駆動電圧Ｅｐを決定し、決定された駆動電圧Ｅｐでポンプ２１を駆動させるよう制御信号をポンプ駆動回路２６に出力し、流体袋１３を加圧する。ここまでの処理は、図１４のフローチャートを用いて説明された、第２の実施の形態での処理と同様である。

第４の実施の形態では、ステップＳ４０３で流体袋１３が加圧制御されている過程において、ステップＳ４０５でＣＰＵ４０が動脈内圧を測定し、最低血圧値を算出する。この処理は、第３の実施の形態での処理と同様である。さらに、第４の実施の形態では、ステップＳ３０１’でＣＰＵ４０は、圧力センサ２３から得られた流体袋１３の内圧変化に基づいて最高血圧値を推定し、ステップＳ３０３で流体袋１３の加圧終了時の圧力を算出する。そして、流体袋１３の圧力がステップＳ３０３で算出された加圧終了圧力に達すると（ステップＳ１０５’でＹＥＳ）、ステップＳ１０７でＣＰＵ４０はポンプ駆動回路２６に制御信号を出力し、流体袋１３の加圧を停止する。ここまでの処理は、図８のフローチャートを用いて説明された、第１の実施の形態の変形例での処理と同様である。

次に、ステップＳ１０９でＣＰＵ４０の弁駆動電圧決定部４３は、ステップＳ１０１で取得された周長情報に基づいて弁２２の駆動電圧Ｅｖを決定する。ステップＳ１１１でＣＰＵ４０は、ステップＳ１０９で決定された駆動電圧Ｅｖを保持して弁２２を駆動させるよう制御信号を弁駆動回路２７に出力し、流体袋１３の減圧を開始する。ここまでの処理は、図２のフローチャートを用いて説明された、第１の実施の形態での処理と同様である。

第４の実施の形態では、ステップＳ１１１で流体袋１３が減圧制御されている過程において、ステップＳ１１２でＣＰＵ４０が動脈内圧を測定し、最高血圧値を算出する。なお、第３の実施の形態において説明されたように、第１の実施の形態で説明された減圧制御が行なわれている過程では、図１１（Ａ）に示されるように高圧側での速度変化が大きく、図１１（Ｃ）に示されるように高圧側において取得できる脈波の数が少なくなる。そこで、第４の実施の形態では、ステップＳ１１１での減圧過程で高圧側での減圧速度が大きくならないように、つまり、高圧側で急速に流体袋１３の減圧が進まないように、ステップＳ１０９では、第１の実施の形態における処理のステップＳ１０９で決定された駆動電圧Ｅｖで弁２２を駆動させるときよりもギャップが小さくなるような駆動電圧Ｅｖを決定する。具体的には、第１の実施の形態において、減圧時に最高血圧値、最低血圧値共に算出する場合には、最高血圧と最低血圧との間に検出できる脈拍数が所定数以上となるような減圧速度となるギャップの大きさが好適な例として説明されたが、第４の実施の形態では、減圧時に最高血圧値を挟む、最低血圧値を含まない程度の所定範囲に検出できる脈拍数が所定数以上となるような減圧速度となるギャップの大きさが好ましい。第４の実施の形態での好ましい減圧速度は、第１の実施の形態と同様に、予めメモリ６に記載されていてもよい。そして、そのような減圧速度に応じた上記式（１）の係数α，βがメモリ６に記憶されていることで、第４の実施の形態において駆動電圧Ｅｖが決定されてもよい。または、第４の実施の形態では、第１の実施の形態で説明されたメモリ６に記憶されている係数α，βを所定割合異ならせて用いてもよい。

さらに、第４の実施の形態では、上記ステップＳ１１２で最高血圧値が算出された場合には（ステップＳ１１４’でＹＥＳ）、ステップＳ１１５でＣＰＵ４０からの制御信号に従って弁２２が開放され、流体袋１３内の流体が排出される。

図２７は、流体袋１３の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。図２７（Ａ）は、流体袋１３の時間経過に従った圧力変化と、動脈内圧の圧力変化とを示している。図２７（Ｂ）は、上記ステップＳ４０５で流体袋１３の圧力変化（加圧）に従って測定される動脈内圧を示している。図２７（Ｃ）は、上記ステップＳ１１２で流体袋１３の圧力変化（減圧）に従って測定される動脈内圧を示している。

第４の実施の形態にかかる血圧計１”では、流体袋１３の加圧過程で、第２の実施の形態において説明された、駆動電圧Ｅｐを流体袋１３の内圧Ｐに応じて更新しながら流体袋１３を加圧する制御がなされる。これにより、先述のように、特に、流体袋１３の圧力の低い領域における血管の容積変化の検出精度を向上させることができる。つまり、図２７（Ａ）に示されるように、低圧側での圧力の増加が緩やかであり、図２７（Ｂ）に示されるようにその領域で検出される脈波の数が多くなる。従って、加圧過程の低圧側で測定された動脈内圧より最低血圧値が算出されることで、精度の高い最低血圧値を得ることができる。

さらに、第４の実施の形態にかかる血圧計１”では、第１の実施の形態の変形例において説明された処理が実行されて、流体袋１３の加圧過程で測定される動脈内圧に基づいて最高血圧値が推定され、流体袋１３の圧力が推定された最高血圧値に応じた圧力に達した時点で加圧が終了している。なお、第４の実施の形態において、この処理がなされず、通常の、最高血圧値に関わらず予め規定されている圧力に達するまで加圧する処理がなされてもよい。しかしながら、上記処理が行なわれることにより、減圧時の測定のために加圧する圧力を、最高血圧値に関わらず予め規定されている圧力に達するまで加圧する場合の圧力よりも低く抑えることができる。また、最高血圧値に関わらず予め規定されている圧力に達するまで加圧する方法と比較すると、加圧時間を短縮でき、全体の血圧測定に要する時間を短縮することができる。従って、被測定者の負担を軽減することができる。

また、第４の実施の形態にかかる血圧計１”では、流体袋１３の減圧過程で、第１の実施の形態において説明された、駆動電圧Ｅｖが一定、すなわち弁２２のギャップが一定となるような制御がなされる。これにより、先述のように、特に、流体袋１３の圧力の低い領域における血管の容積変化の検出精度を向上させることができる。さらに、第４の実施の形態では、先述のように、第１の実施の形態における処理のステップＳ１０９で決定された電圧値で弁２２を駆動させるときよりもギャップが小さくなるような電圧値で駆動電圧Ｅｖを一定となるような制御がなされる。これにより、図２７（Ａ）に示されるように、高圧側での圧力の低下が緩やかになり、図２７（Ｃ）に示されるようにその領域で検出される脈波の数が多くなる。従って、減圧過程の高圧側で測定された動脈内圧より最高血圧値が算出されることで、精度の高い最高血圧値を得ることができる。

さらに、第４の実施の形態にかかる血圧計１”では、先述のように加圧過程においてすでに最低血圧値が得られている。そのため、減圧過程において最高血圧値が得られた時点で流体袋１３の流体を急速に排出し、測定処理を終了することができる。これにより、減圧過程において最高血圧値と最低血圧値とを得る方法と比較すると、減圧時間を短縮でき、全体の血圧測定に要する時間を短縮することができる。従って、被測定者の負担を軽減することができる。

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。

本発明の第１の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計のハードウェア構成の具体例を示すブロック図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計において測定スイッチが操作されたタイミングで実行される処理の、第１の具体例を示すフローチャートである。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計において測定スイッチが操作されたタイミングで実行される処理の、第２の具体例を示すフローチャートである。 測定部位の周長と加圧速度との関係（Ａ）、および測定部位の周長と加圧時間との関係（Ｂ）を示す図である。 測定部位の周長ごとの、弁の駆動電圧を一定に保持した場合の流体袋の圧力に対する減圧速度の変化度合いを示す図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計において決定される、弁の駆動電圧と測定部位の周長との関係を示す図である。 弁のギャップごとの、測定部位の周長が同一であった場合の流体袋の圧力に対する減圧速度の変化度合いを示す図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計において測定スイッチが操作されたタイミングで実行される処理の、変形例を示すフローチャートである。 本発明の第１の実施の形態の変形例にかかる血圧計において決定される、弁の駆動電圧と測定部位の周長との関係を示す図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計における、流体袋の圧力と減圧速度との関係（Ａ）、流体袋の圧力と流体の排出量との関係（Ｂ）、および流体袋の圧力と一定の容積変化に対する圧脈波振幅値との関係（Ｃ）を示す図である。 流体袋の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計のハードウェア構成の他の具体例を示すブロック図である。 本発明の第２の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計のハードウェア構成の具体例を示すブロック図である。 本発明の第２の実施の形態にかかる血圧計において測定スイッチが操作されたタイミングで実行される処理の具体例を示すフローチャートである。 測定部位の周長ごとの、ポンプの駆動電圧を一定に保持した場合の流体袋の圧力と加圧速度との関係を表わす図である。 ポンプの駆動電圧ごとの、流体袋の圧力と流体袋への単位時間当たりの流体の流入量との関係を表わす図である。 本発明の第２の実施の形態にかかる血圧計において決定される、ポンプの駆動電圧と流体袋の圧力と測定部位の周長との関係を示す図である。 本発明の第２の実施の形態にかかる血圧計における、流体袋の圧力と流体袋への流体の単位時間当たりの流入量との関係（Ａ）、流体袋の圧力と流体袋の加圧速度との関係（Ｂ）、および流体袋の圧力と一定の容積変化に対する圧脈波振幅値との関係（Ｃ）を示す図である。 流体袋の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。 本発明の第２の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計のハードウェア構成の他の具体例を示すブロック図である。 本発明の第３の実施の形態にかかる血圧計において測定スイッチが操作されたタイミングで実行される処理の具体例を示すフローチャートである。 流体袋の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。 本発明の第３の実施の形態にかかる血圧計において測定スイッチが操作されたタイミングで実行される処理の具体例を示すフローチャートである。 流体袋の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。 本発明の第４の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計のハードウェア構成の具体例を示すブロック図である。 本発明の第４の実施の形態にかかる血圧計において測定スイッチが操作されたタイミングで実行される処理の具体例を示すフローチャートである。 流体袋の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。 流体袋の特性を説明する図である。 流体袋を減圧する過程で血圧を測定する電子血圧計において、流体袋内の流体密度が低いときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、流体袋内の流体密度の変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋を減圧する過程で血圧を測定する電子血圧計において、流体袋内の流体密度が高いときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、流体袋内の流体密度の変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋を減圧する過程で血圧を測定する電子血圧計において、流体袋から出る流体の排出速度が速いとき、つまり単位時間当たりの排出量が多いときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋を減圧する過程で血圧を測定する電子血圧計において、流体袋から出る流体の排出速度が遅いとき、つまり単位時間当たりの排出量が少ないときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋を一定の速度で減圧し、減圧する過程で血圧を測定する血圧計における、流体袋の圧力と減圧速度との関係（Ａ）、流体袋の圧力と流体の排出量との関係（Ｂ）、および流体袋の圧力と一定の容積変化に対する圧脈波振幅値との関係（Ｃ）を示す図である。 流体袋を加圧する過程で血圧を測定する電子血圧計において、流体袋内の流体密度が低いときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、流体袋内の流体密度の変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋を加圧する過程で血圧を測定する電子血圧計において、流体袋内の流体密度が高いときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、流体袋内の流体密度の変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋を加圧する過程で血圧を測定する電子血圧計において、流体袋への流体の流入が早いとき、つまり単位時間当たりの流入量が多いときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋を加圧する過程で血圧を測定する電子血圧計において、流体袋への流体の流入が遅いとき、つまり単位時間当たりの流入量が少ないときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋を一定の速度で加圧し、加圧する過程で血圧を測定する血圧計における、流体袋の圧力と加圧速度との関係（Ａ）、流体袋の圧力と流体袋への流体の単位時間当たりの流入量との関係（Ｂ）、および流体袋の圧力と一定の容積変化に対する圧脈波振幅値との関係（Ｃ）を示す図である。 流体袋を加圧する過程で血圧を測定する電子血圧計において、流体袋を加圧するためのポンプの駆動電圧を一定にして加圧する血圧計における、流体袋の圧力と加圧速度との関係（Ａ）、流体袋の圧力と流体袋への流体の単位時間当たりの流入量との関係（Ｂ）、および流体袋の圧力と一定の容積変化に対する圧脈波振幅値との関係（Ｃ）を示す図である。

符号の説明

１，１’，１” 血圧計、２ 本体、３ 操作部、４ 表示部、５ カフ、６，７ メモリ、１０ チューブ、１３ 流体袋、３１ 電源スイッチ、２１ ポンプ、２２ 弁、２３ 圧力センサ、２６ ポンプ駆動回路、２７ 弁駆動回路、２８ 発振回路、３２ 測定スイッチ、３３ 停止スイッチ、３４ 記録呼出スイッチ、４０ ＣＰＵ、４１ 周長情報取得部、４３ 弁駆動電圧決定部、４５ ポンプ駆動電圧決定部、５１ ポンプ、５２ 弁、５３ 電源、５５ 流量計、５６ ポンプ駆動回路、５７ 弁駆動回路。

Claims (16)

1. 流体袋と、
   前記流体袋に流体を注入して加圧する加圧手段と、
   前記流体袋から流体を排出して減圧する減圧手段と、
   前記流体袋の内圧変化を測定するセンサと、
   前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて最高血圧値と最低血圧値とを算出する血圧測定手段と、
   前記加圧手段、前記減圧手段、および前記血圧測定手段を制御する制御手段とを備え、
   前記血圧測定手段は、
   前記加圧手段によって前記流体袋に流体を注入する加圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて、最高血圧値と最低血圧値とのうちの一方を算出し、
   前記減圧手段によって前記流体袋から流体を排出する減圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて、最高血圧値と最低血圧値とのうちの前記一方と異なる他方を算出する、血圧測定装置。
2. 前記制御手段は、前記減圧過程において前記排出量が前記流体袋の減圧速度と比例関係となるように前記減圧手段での前記流体の排出量を制御するための制御量を決定して、前記排出量を制御するための排出量を制御し、
   前記血圧測定手段は、前記減圧手段によって前記流体袋から流体を排出する減圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて、最低血圧値を算出する、請求項１に記載の血圧測定装置。
3. 前記制御手段は、前記減圧過程において前記排出量が前記流体袋の減圧速度と比例関係となるように前記減圧手段での前記流体の排出量を制御するための制御量を決定して、前記排出量を制御するための排出量を制御し、
   前記血圧測定手段は、前記減圧手段によって前記流体袋から流体を排出する減圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて、最高血圧値を算出する、請求項１に記載の血圧測定装置。
4. 前記制御手段は、前記加圧手段による前記流体袋への前記流体の単位時間当たりの注入量が前記流体袋の加圧速度と比例関係となるように、前記流体袋の内圧に基づいて前記加圧手段を制御するための制御量を決定して、前記加圧手段を制御し、
   前記血圧測定手段は、前記加圧手段によって前記流体袋に流体を注入する加圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて、最低血圧値を算出する、請求項１に記載の血圧測定装置。
5. 前記制御手段は、前記加圧手段による前記流体袋への前記流体の単位時間当たりの注入量が前記流体袋の加圧速度と比例関係となるように、前記流体袋の内圧に基づいて前記加圧手段を制御するための制御量を決定して、前記加圧手段を制御し、
   前記血圧測定手段は、前記加圧手段によって前記流体袋に流体を注入する加圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて、最高血圧値を算出する、請求項１に記載の血圧測定装置。
6. 前記減圧手段は前記流体袋に備えられる弁を含み、
   前記排出量を制御するための制御量は前記弁のギャップであり、
   前記制御手段は、前記流体袋の内圧が最高血圧を挟む所定範囲変化する時間内に所定数以上の脈拍数が含まれる減圧速度となり、かつ、前記血圧測定手段が前記減圧手段によって前記流体袋から流体を排出する減圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて最低血圧値を算出する場合に決定されるギャップよりも小さい前記弁のギャップを決定し、減圧過程において前記弁のギャップを決定されたギャップに保持するよう制御することで前記排出量を制御するための排出量を制御する、請求項３に記載の血圧測定装置。
7. 前記減圧手段は前記流体袋に備えられる弁を含み、
   前記排出量を制御するための制御量は前記弁のギャップであり、
   前記制御手段は、減圧過程において前記弁のギャップを決定されたギャップに保持するよう制御することで前記排出量を制御するための排出量を制御する、請求項２または３に記載の血圧測定装置。
8. 前記血圧測定手段は、さらに、前記加圧手段によって前記流体袋に流体を注入する加圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて血圧値を算出し、
   前記制御手段は、前記加圧過程における前記流体袋の内圧変化に基づいて算出される前記血圧値に応じて前記弁のギャップを決定する、請求項７に記載の血圧測定装置。
9. 前記血圧測定手段は、さらに、前記加圧手段によって前記流体袋に流体を注入する加圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて脈波の周期を算出し、
   前記制御手段は、前記加圧過程における前記流体袋の内圧変化に基づいて算出される脈波の周期に応じて前記弁のギャップを決定する、請求項７に記載の血圧測定装置。
10. 前記制御手段は、測定部位の周長に関する情報を取得する取得手段を含み、
    前記制御手段は前記周長に応じて前記弁のギャップを決定する、請求項２、３、６〜８のいずれかに記載の血圧測定装置。
11. 前記加圧手段は前記流体袋に前記流体を注入するためのポンプを含み、
    前記加圧手段を制御するための制御量は前記ポンプを駆動するための駆動電圧であり、
    前記制御手段は、加圧過程において所定のタイミングで前記流体袋の内圧に基づいて前記駆動電圧を更新する、請求項４または５に記載の血圧測定装置。
12. 前記制御手段は、測定部位の周長に関する情報を取得する取得手段を含み、
    前記制御手段は前記周長に基づいて、前記ポンプを駆動するための駆動電圧を制御するための制御パラメータを決定する、請求項１１に記載の血圧測定装置。
13. 前記周長を入力する入力手段をさらに備え、
    前記取得手段は前記入力手段から入力によって前記周長に関する情報を取得する、請求項１０または１２に記載の血圧測定装置。
14. 前記取得手段は、前記流体袋に内圧が所定の圧力となるまでの前記加圧手段での加圧時間に基づいて前記周長に関する情報を取得する、請求項１０または１２に記載の血圧測定装置。
15. 前記流体袋を前記測定部位に巻き付ける巻付手段をさらに備え、
    前記巻付手段にはスライド抵抗が含まれ、
    前記取得手段は、前記巻付手段で前記流体袋を前記測定部位に巻き付けることで前記スライド抵抗から得られる抵抗値に基づいて前記周長に関する情報を取得する、請求項１０または１２に記載の血圧測定装置。
16. 前記制御手段は、前記血圧測定手段が、前記減圧手段によって前記流体袋から流体を排出する減圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて、最高血圧値と最低血圧値とのうちの前記一方と異なる他方を算出した時点で、前記流体袋から流体を排出するよう前記減圧手段を制御する、請求項１〜１５のいずれかに記載の血圧測定装置。

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