JP2011104269A - 血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】排気弁に対する環境条件などの影響を排して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、所定圧までの加圧の後、減圧過程において、減圧を開始してから所定期間である調整期間内において（Ｓ５０３でＹＥＳ）、流体袋の減圧速度が所定の減圧速度となるように排気弁の駆動電圧を調整する（Ｓ５０５，Ｓ５０７）。調整期間が終了すると、または流体袋の減圧速度が所定速度となると（Ｓ５０３でＮＯ、またはＳ５０５でＹＥＳ）、以降は排気弁の駆動電圧を固定し、排気弁のギャップを一定にして減圧するよう制御する（Ｓ５０９）。
【選択図】図２２

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２４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２４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。図２５は流体袋内の流体密度が低いとき、図２６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２７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２８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２５〜図２８より、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た電子血圧計では、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する血圧計は、図２９に示されるように、一定の速度で減圧するために（図２９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２９の（Ｂ））。これにより、図２９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。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、流体袋から出る流体の流量と減圧速度とを比例関係にすることで、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、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の一つとする。

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ための加圧手段と、流体袋に備えられる弁を含み、流体袋から流体を排出して減圧するための減圧手段と、流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、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、血圧値を算出するための血圧測定手段と、加圧手段、減圧手段、および血圧測定手段を制御するための制御手段とを備え、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である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し、減圧過程の開始から所定の期間に、流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように決定された制御量を調整することで、弁の製造バラツキの影響を補正する。

上記目的を達成するために、本発明の他の局面に従うと、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ための加圧手段と、流体袋に備えられる弁を含み、流体袋から流体を排出して減圧するための減圧手段と、流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、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、血圧値を算出するための血圧測定手段と、加圧手段、減圧手段、および血圧測定手段を制御するための制御手段とを備え、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である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し、減圧過程の開始から所定の期間に、流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように決定された制御量を調整することで、気温および湿度などの環境条件の影響を補正する。

好ましくは、血圧測定装置は環境条件の入力するための入力手段をさらに備える。
上記目的を達成するために、本発明のさらに他の局面に従うと、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ための加圧手段と、流体袋に備えられる弁を含み、流体袋から流体を排出して減圧するための減圧手段と、流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、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、血圧値を算出するための血圧測定手段と、加圧手段、減圧手段、および血圧測定手段を制御するための制御手段とを備え、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である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し、減圧過程の開始から所定の期間に、流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように決定された制御量を調整することで、弁の設置傾きの影響を補正する。

好ましくは、制御手段は、上記所定の期間の後の測定時に、流体袋の減圧速度が所定速度よりも速くなるように調整された制御量をさらに調整する。

より好ましくは、制御手段は、減圧過程において流体袋の内圧に重畳する脈圧を所定回数以上検出すると、調整された制御量をさらに調整する。

好ましくは、制御手段は制御量として弁を駆動させるための駆動電圧を調整する。
好ましくは、制御手段は制御量として弁の消費電流を調整する。

好ましくは、制御手段は弁の消費電流としきい値とを比較することで流体袋の減圧速度が所定範囲内であるか否かを判断する。

好ましくは、上記所定の期間は、減圧過程の開始から、減圧過程において流体袋の内圧に最初に脈波が重畳するよりも少なくとも一拍の脈拍分以前までの期間である。

好ましくは、制御手段は、流体袋の内圧が最高血圧から最低血圧まで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るように制御量である弁のギャップを決定する。

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。

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。 本発明の第２の実施の形態にかかる血圧計の構成の他の具体例を示す図である。 環境条件ごとの、排気弁の種類による減圧速度の違いを表わす図である。 排気弁の設置方向きによる減圧速度の違いを表わす図である。 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３の実施の形態にかかる血圧計での、排気弁の駆動電圧の調整の原理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での、排気弁の駆動電圧の調整の原理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３の実施の形態にかかる血圧計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。 本発明の第３の実施の形態にかかる血圧計で実行される処理の他の具体例を示すフローチャートである。 流体袋の特性を説明する図である。 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。

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］
図１を参照して、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ための圧力センサ２３、流体袋１３に対する流体の注入／排出を行なうためのポンプ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、それぞれ、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、いずれも血圧計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Ｅ）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Ｅ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ための機構としての布（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Ｅ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Ｅ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Ｅの決定について説明する。

ここで、駆動電圧Ｅ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Ｅ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Ｅ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Ｅを決定する：
駆動電圧Ｅ＝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Ｅ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ギャップの大きさ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５mmHg/sec〜２０mmHg/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、５mmHg/sec〜２０mmHg/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Ｅ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Ｅ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Ｅ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Ｅが決定されて、駆動電圧Ｅ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Ｅ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（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Ｅを決定する：
駆動電圧Ｅ＝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Ｅ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。

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、５mmHg/sec〜２０mmHg/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Ｅ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Ｅ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Ｅ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（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、血圧計１において、駆動電圧Ｅ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Ｅ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２５および図２６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、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Ｅ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Ｅに保持する、つまり駆動電圧Ｅ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Ｅ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Ｅ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Ｅ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］
図１３を参照して、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’は、図１に示された第１の実施の形態の血圧計１のハードウェア構成に加えて、チューブ１０で流体袋１３に接続された、非圧性流体を保管するためのタンク５４をさらに備える。タンク５４は、ポンプ５１および弁５２に接続される。ポンプ５１および弁５２は、各々、ポンプ駆動回路５６および弁駆動回路５７に接続され、さらに、ポンプ駆動回路５６および弁駆動回路５７は、各々、ＣＰＵ４０に接続される。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することで、ポンプ５１および弁５２を駆動させるための電圧を決定し、ポンプ駆動回路５６および弁駆動回路５７に、決定された電圧に応じた制御信号を出力する。ポンプ５１が駆動することで、タンク５４に保管されている非圧縮性流体がチューブ１０を介して流体袋１３に流入する。弁５２が駆動することで、流体袋１３内の非圧縮性流体が排出される。

流体袋１３と弁２２とを接続する部分にはフィルタ９が設けられている。タンク５４内の非圧縮性流体が流体袋１３に移動する際、流体袋１３に流体を注入する、または流体袋１３から流体を排出するための弁２２から非圧縮性流体が漏れ出すことを防止するため、フィルタ９の素材は、流体は透過させるが非圧縮性流体は透過させない素材であることが好ましい。

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、血圧計１’では、ステップＳ４０１でＣＰＵ４０は弁駆動回路２７に制御信号を出力し弁２２を閉塞して、流体袋１３への流体の流入口および排出口を封鎖する。その後、ステップＳ４０３でポンプ駆動回路５６に制御信号を出力しポンプ５１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、または所定の加圧速度に達するまでタンク５４内の非圧縮性流体を流体袋１３内へ流入させる。つまり、非圧縮性流体をタンク５４から流体袋１３に移動させる。流体袋１３の内圧が所定の圧力に達すると、または流体袋１３の加圧速度が所定の加圧速度に達すると（ステップＳ４０５でＹＥＳ）、ステップＳ４０７でＣＰＵ４０は弁駆動回路５７に制御信号を出力し弁５２を閉塞して、流体袋１３への非圧縮性流体の流入口を封鎖する。そして、封鎖後、ステップＳ４０９でＣＰＵ４０は弁駆動回路２７に制御信号を出力し弁２２を開放して、流体袋１３内の圧力を開放する。これにより、流体袋１３には所定量の非圧縮性流体が注入され、さらに内圧が大気圧となっている。

その後、第１の実施の形態にかかる処理と同様の、ステップＳ１０３〜Ｓ１０７の処理が実行され、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が加圧されて、その状態で流体袋１３の加圧が停止される。そして、その後、ステップＳ１１１で流体袋１３が減圧されつつ、ステップＳ１１３で血圧値が算出される。

血圧計１’では、血圧値の算出が終了すると（ステップＳ４１１でＹＥＳ）、ステップＳ４１３でＣＰＵ４０は弁駆動回路５７に制御信号を出力し弁５２を開放し、流体袋１３内の非圧縮性流体を排出する。その後、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。

血圧計１’は、上記ステップＳ１０３での流体袋１３の加圧に先立って、所定量、非圧縮性流体を流体袋１３に注入して流体袋１３の容積を増加させておき、流入する流体の容量を軽減しておくことを特徴とする。これにより、初期状態からすべて流体を流入する方法に比べて、先に図２４を用いて説明されたように、図２４においてＡ部分で示されている、流体袋１３の内圧の低い領域での流体袋１３の容積変化が抑えられる。このため、血圧計１’においては、血管の容積変化の検出精度を向上させることができる。

なお、上の例では低圧領域での流体袋１３の容積変化の容積変化を抑えるための機構として非圧縮性流体を流体袋１３に流入するものとしているが、上記機構の他の具体例として、流体袋１３に予め充填部材を配してもよい。たとえば、図１５（Ａ）に示されるように、充填部材としてマイクロビーズ等のゲル素材を予め流体袋１３に流入しておく方法であってもよい。またたとえば、図１５（Ｂ）、図１５（Ｃ）に示されるように、充填部材としてスポンジやバネ等の弾性素材を予め流体袋１３内に配しておいてもよい。これらの充填部材が予め流体袋１３内に配されることによって、流体袋１３の容積を加圧前に増加させることができる。なお、充填部材は、上述のゲル素材や弾性素材に限定されず、その他の素材であってもよい。また、充填部材はこれら複数の素材の組み合わせであってもよい。

さらに、第１の実施の形態にかかる減圧時の制御と、第２の実施の形態にかかる構成とを組合わせてもよい。つまり、血圧計１’における処理で上記ステップＳ１０７で流体袋１３の加圧を停止した後に、上記ステップＳ１０９の処理を行なって、弁２２のギャップが一定となるよう制御して減圧してもよい。このようにすることで、流体袋１３から出る流体の流量と減圧速度とをより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。

［第３の実施の形態］
以上の第１の実施の形態および第２の実施の形態では、駆動電圧Ｅを一定となるように制御して弁２２のギャップを一定とすることで、弁２２からの排出量と流体袋１３の減圧速度とを比例関係にすることができるものとしている。しかしながら、排気弁は弁の製造バラツキや環境条件などの影響を受けやすい。

詳しくは、一般的な排気弁としては、たとえばコイルに電流を流した際に生じる磁力による推力で弁を開閉させるタイプ（Ａタイプ）、および排気口がスリット（開閉口）を有したゴムのみで構成されて徐々に排気させるタイプ（Ｂタイプ）が挙げられ、さらに前者のＡタイプには、重力を利用してコイルを推力方向または重力方向に往復移動させる（上げ下げする）ことで弁の閉鎖間隙をコントロールする機構を備えるもの（Ａ−１タイプ）と、弁を完全封鎖と完全開放とのみがコントロール可能なもの（Ａ−２タイプ）とがある。上記Ａ−１タイプ以外の排気弁は、細かな開閉の制御ができず、さらにＡ−２タイプの排気弁は完全閉鎖か完全開放かのいずれかの制御のみが可能である。また上記Ｂタイプの排気弁は圧力が高くなるとスリットが小さくなり、低くなると大きくなるものであって、弁の間隙が任意に制御されるものではなくゴムの弾性に依存するものである。したがって、弁２２としては、排気量がコントロール可能な上記Ａ−１タイプが好適に用いられる。

上記Ａ−１タイプの排気弁に限らずいずれの排気弁も一般的にはパッキン等の弾性体が用いられている。そのため、弁２２は、製造バラツキである弾性体の硬度のバラツキや、温度変化などの環境条件により排気特性が変化するため、これらの影響を受ける。そこで、発明者らは、同じ環境条件（温度、湿度）下で、上述のＡ−１タイプであって異なる製造ロットで製造された３つの排気弁を用いて減圧速度を測定した。さらに、環境条件（温度、湿度）を異ならせて減圧速度を測定した。そして、その測定の結果、図１６に示されるように、同じ駆動電圧が印加された場合であっても、製造バラツキおよび環境条件により排気速度が異なることが確認された。

さらに、上記Ａ−１タイプの排気弁は重力を利用してコイルを往復移動させることで弁の間隙をコントロールするため、コイルに作用する推力方向の力と重力方向の力との関係にも影響を受ける。すなわち、特に弁２２として上記Ａ−１タイプの排気弁を用いる場合には重力方向に対する弁２２自体の向き、つまり血圧計自体の傾き（血圧計の置き方）の影響も受ける。発明者らは、Ａ−１タイプの排気弁について傾きを変えて減圧速度を測定した。その測定の結果、図１７に示されるように、流体袋１３の内圧が同じであっても、傾きにより排気速度が異なることが確認された。

血圧計１や血圧計１’において上記ステップＳ１０９で決定された駆動電圧Ｅを保持して弁２２が駆動されたとしても、上述のように環境条件の変化や、製造のバラツキや、血圧計の置き方によって、流体袋１３の減圧速度が想定されている減圧速度とならない場合がある。すなわち、図１８（Ａ）の曲線（３）に示される、環境条件の変化などの影響を考慮しない理想の流体袋１３の内圧変化に対して、これら影響を受けた場合、曲線（１）や曲線（２）に示されるように、理想の圧力変化とは異なる圧力変化となる場合がある。

理想の圧力変化よりも減圧速度が小さく、特に低圧側での減圧速度が小さい場合、すなわち流体袋１３の内圧変化が曲線（１）の場合、流体袋１３の圧力変化（減圧）に従って動脈内圧は図１８（Ｂ）のように測定される。この場合には最低血圧が算出されなくなる。または、最低血圧が算出できるようになるまでの測定時間が長くなり、被測定者の負担が増す。

理想の圧力変化よりも減圧速度が大きく、特に高圧側での減圧速度が大きい場合、すなわち、流体袋１３の内圧変化が曲線（２）の場合、流体袋１３の圧力変化（減圧）に従って動脈内圧は図１８（Ｃ）のように測定される。この場合には最高血圧が算出されなくなる。または血圧値の算出精度が低下する。

そこで、第３の実施の形態にかかる血圧計１”では、次のような原理を利用して、流体袋１３の内圧変化を曲線（３）に近づけるような弁２２の駆動電圧Ｅを調整する。すなわち、図１９および図２０を参照して、加圧過程での流体袋１３の内圧変化から予測される最高血圧値Ｐ１に予め規定された圧力αを加えた圧力Ｐｍａｘまで流体袋１３を加圧した後の減圧過程において、流体袋１３の内圧がＰｍａｘから所定の圧力分減圧されたＰ２となった時点の流体袋１３の減圧速度を、内圧変化が破線Ａと破線Ｂとに挟まれる範囲となるように、予め規定された目標の減圧速度とする。なお、以降の説明において、図２０に示されるように、加圧過程での流体袋１３の内圧が予測される最高血圧値Ｐ１に達したポイントを「ＳＢＰ予測点」、流体袋１３の内圧がＰｍａｘまで加圧されたポイントを「最高加圧点」、流体袋１３の内圧がＰｍａｘから減圧されてＰ２となったポイントを「調整点」、減圧の過程で流体袋１３の内圧が実際の最高血圧値Ｐ１’となったポイントを「ＳＢＰ実測点」と称する。

図２０に示される破線Ａと破線Ｂとは、以降の減圧時の最高血圧と最低血圧との間が５mmHg/sec〜２０mmHg/sec程度となる上限と下限とである圧力変化の範囲である。言い換えると、これら破線で表わされる圧力変化の範囲では、以降の減圧時の最高血圧と最低血圧との間で少なくとも５拍の脈波数が測定される。なぜなら、減圧時の最高血圧と最低血圧との間で少なくとも５拍の脈波数が測定されることが測定精度を確保する上で要求されるからである。

また、図２０を参照して、調整点からＳＢＰ実測点までの時間ｔ１は、少なくとも脈拍の１拍分の時間に相当し、たとえば２秒程度が挙げられる。すなわち、調整点はＳＢＰ実測点よりも少なくとも脈拍の一拍分の時間以前のポイントである。なぜなら、測定値から最高血圧値を算出するためには、実際のＳＢＰ実測点での測定値のみならず、その前後少なくとも脈拍の一拍分の測定値が必要となるからである。さらに、同様の理由で最高加圧点もまたＳＢＰ実測点よりも少なくとも脈拍の一拍分の時間以前のポイントであり、少なくとも脈拍の一拍分の時間に基づいて圧力Ｐ１への加圧分αが設定される。

この原理に基づき、血圧計１”では、最高加圧点から調整点までの間で流体袋１３の減圧速度を目標の減圧速度の範囲内となるように弁２２の駆動電圧Ｅを調整し、その後、調整された駆動電圧Ｅを少なくとも血圧値の算出が完了するまで保持する。これより、図１９および図２０に期間Ｉで表わされた最高加圧点から調整点までの期間は「（駆動電圧Ｅの）調整期間」と言え、期間IIで表わされたその後の血圧値の算出が完了するまでの期間は「（駆動電圧Ｅの）固定期間」と言える。

調整点（または調整期間）および目標の減圧速度は、たとえば多くの測定データの統計結果に基づくなどして予め設定することが可能である。上述の原理を利用する血圧計１”では、調整点が予め設定され、記憶されている。調整点としては、たとえば、最高加圧点、つまり予測された最高血圧値Ｐ１に圧力αを加えたＰｍａｘから２０mmHg減圧したポイントを設定することができる。目標の減圧速度としては、たとえば、１５mmHg/secを設定することができる。以下の具体例では、これらの値が設定されているものとして説明する。

上述の原理を利用して血圧を測定するため、図２１を参照して、血圧計１”は、図１に示された第１の実施の形態の血圧計１のハードウェア構成のうち、ＣＰＵ４０が、周長情報取得部４１および弁駆動電圧決定部４３に替えてしきい値記憶部４５および調整判断部４７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。しきい値記憶部４５は目標の減圧速度を記憶する。記憶される目標の減圧速度は一定の範囲であってもよい。調整判断部４７は、流体袋１３の内圧変化に基づいて弁２２の駆動電圧Ｅを決定すると共に、流体袋１３の減圧速度と記憶される目標の減圧速度と比較することで駆動電圧Ｅを調整する。

図２２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２２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２２において図２のフローチャートと同じステップ番号が付された処理は血圧計１における処理と同様である。

図２２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、血圧計１におけるステップＳ１０１での周長情報の取得を行なうことなく、ステップＳ１０３、Ｓ１０５でポンプ駆動回路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。このポイントが最高加圧点に相当する。

その後、ステップＳ１０９での駆動電圧Ｅを決定するための処理に替えて、ステップＳ５０１〜Ｓ５０９の処理を行なう。すなわち、ステップＳ１０７で流体袋１３の加圧を停止した後、ステップＳ５０１でポンプ駆動回路２６に制御信号を出力し、減圧を開始する。減圧過程において、調整期間内である場合、すなわち、流体袋１３の内圧と最高加圧点における内圧Ｐｍａｘとの差が２０mmHg以内である場合（Ｓ５０３でＹＥＳ）、ＣＰＵ４０は調整判断部４７において流体袋１３の内圧の減圧速度としきい値記憶部４５に記憶されている目標の減圧速度である１５mmHg/secとを比較してこれらが一致しない場合には、または１５mmHg/secから所定範囲内にない場合には（Ｓ５０３でＮＯ）、ステップＳ５０７で予め規定されている補正量△Ｖを加算して現在の弁２２の駆動電圧を補正する。または、たとえば次のような演算を行なって補正量△Ｖを算出し、駆動電圧Ｅを補正してもよい：
△Ｖ＝Ａ（Ｖｔ−Ｖ）＋Ｂ、
ただし、Ａは補正係数（ゲイン）、Ｂは補正係数（オフセット）、Ｖｔは目標の減圧速度、およびＶは流体袋１３の減圧速度とする。

このステップＳ５０５，Ｓ５０７の駆動電圧Ｅの補正は、調整期間内で流体袋１３の内圧の減圧速度が目標の減圧速度である１５mmHg/secと一致または所定範囲内となるまで繰り返される。そして、流体袋１３の内圧の減圧速度が目標の減圧速度である１５mmHg/secと一致または所定範囲内となった場合（Ｓ５０５でＹＥＳ）、または調整期間が終了、すなわち流体袋１３の内圧が最高加圧点における内圧Ｐｍａｘから２０mmHgよりも減圧された場合（Ｓ５０３でＮＯ）、ＣＰＵ４０は調整判断部４７においてその時点で設定されている駆動電圧Ｅを以降の弁２２の駆動電圧Ｅと決定し、駆動電圧Ｅ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に出力して流体袋１３の減圧を続行する。

以降、図２のステップＳ１１３〜Ｓ１１７と同様に、ステップＳ５０５で固定された駆動電圧Ｅの下での測定値から血圧値が算出され、一連の処理が終了する。

血圧計１”で以上の処理が行なわれることで、弁２２の駆動電圧Ｅが最高加圧点から調整点までの間に調整され、弁２２に対する製造バラツキや環境条件の変化や置き方（傾き具合）の影響を排し、流体袋１３の圧力変化を図１８（Ａ）の曲線（３）に近づけることができる。これにより、弁２２に対して製造バラツキや環境条件の変化や置き方（傾き具合）の影響がある場合であっても、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。

また、このような制御を行なうことで、血圧計１等で必要であった周長情報を取得し、周長に応じて駆動電圧Ｅを決定するための処理が不要となる。これにより、測定全体の時間を短縮することができ、被験者の負担を軽減させることができる。

なお、上の例では調整点の後の固定期間においては弁２２の駆動電圧Ｅを調整後の電圧に固定するものとしているが、被測定者の最高血圧と最低血圧との差（血圧幅）が大きい場合、血圧値算出に必要な測定終了後も流体袋１３の内圧が血圧幅内に長く留まる場合がある。血圧値算出に必要な測定としては、先に述べたような、減圧時の最高血圧と最低血圧との間に測定される脈拍数が５程度となる測定が挙げられる。従って、それ以上測定が継続すると流体袋１３による測定部位の圧迫が継続することになるため、被験者の負担が増加することになる。そこで、好ましくは、血圧計１”のＣＰＵ４０は、図２３に示される処理を実行する。

すなわち、図２３を参照して、ＣＰＵ４０は、ステップＳ５０９まで上述と同様の処理をした後、調整判断部４７において、その後の測定処理で流体袋１３の内圧変化から測定された脈拍の数を監視する。調整判断部４７には予め血圧値の算出に必要な脈拍数としてたとえば「５」などが記憶されている。測定された脈拍の数が記憶されている必要な脈拍数以上となったことが検出されると（Ｓ５１１でＹＥＳ）、調整判断部４７は、流体袋１３の内圧の減圧速度と、予めしきい値記憶部４５に記憶されている、適切な減圧速度を判断するためのしきい値とする減圧速度とを比較する。流体袋１３の内圧の減圧速度がしきい値とする減圧速度よりも小さい場合、すなわち減圧速度が遅い場合（Ｓ５１３でＮＯ）、ステップＳ５１５で調整判断部４７は、予め規定されている補正量△Ｖ’を加算して現在の弁２２の駆動電圧を補正する。または、補正量△Ｖと同様に算出してもよい。

このように、流体袋１３の内圧が低圧となった段階で追加的に弁２２の駆動電圧Ｅを調整することで、血圧幅の大きい被験者に対する負担を軽減することができる。

なお、血圧計１”では、図１９、図２０を用いて説明された原理を用いて、調整判断部４７が流体袋１３の減圧速度としきい値記憶部４５は予め記憶されている目標の減圧速度とを比較するものとしている。しかしながら、これは一例であって、流体袋１３の内圧変化を図１８（Ａ）の曲線（３）に示された想定される曲線に近づけるような弁２２の駆動電圧Ｅの調整であれば他の方法であってもよい。たとえば、弁２２での消費電流を測定する測定機構を備える場合、しきい値記憶部４５に予め目標の電流値を記憶しておき、弁２２での消費電流値と記憶される目標の電流値とを比較することで駆動電圧Ｅを調整するようにしてもよい。または、調整判断部４７は、弁２２の駆動電圧Ｅに替えて消費電流を調整してもよい。または、しきい値記憶部４５が予め環境条件や置き方（傾き具合）とその条件に適した駆動電圧Ｅとの対応を記憶しておき、調整判断部４７が検出された環境条件や置き方（傾き具合）に対応した駆動電圧Ｅを読み出して設定するようにしてもよい。さらにこの場合、調整判断部４７は、操作部３から環境条件の入力を受け付けて調整に用いてもよい。

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。

１，１’，１”計１ 血圧計、２ 本体、３ 操作部、４ 表示部、５ カフ、６，７ メモリ、９ フィルタ、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 しきい値記憶部、４７ 調整判断部、５１ ポンプ、５２ 弁、５３ 電源、５４ タンク、５５ 流量計、５６ ポンプ駆動回路、５７ 弁駆動回路。

Claims (11)

1. 流体袋と、
   前記流体袋に流体を注入して加圧するための加圧手段と、
   前記流体袋に備えられる弁を含み、前記流体袋から流体を排出して減圧するための減圧手段と、
   前記流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、
   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、血圧値を算出するための血圧測定手段と、
   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ための制御手段とを備え、
   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である前記弁のギャップを決定し、前記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し、
   前記減圧過程の開始から所定の期間に、前記流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように前記決定された制御量を調整することで、前記弁の製造バラツキの影響を補正する、血圧測定装置。
2. 流体袋と、
   前記流体袋に流体を注入して加圧するための加圧手段と、
   前記流体袋に備えられる弁を含み、前記流体袋から流体を排出して減圧するための減圧手段と、
   前記流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、
   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、血圧値を算出するための血圧測定手段と、
   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ための制御手段とを備え、
   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である前記弁のギャップを決定し、前記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し、
   前記減圧過程の開始から所定の期間に、前記流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように前記決定された制御量を調整することで、気温および湿度などの環境条件の影響を補正する、血圧測定装置。
3. 前記環境条件の入力するための入力手段をさらに備える、請求項２に記載の血圧測定装置。
4. 流体袋と、
   前記流体袋に流体を注入して加圧するための加圧手段と、
   前記流体袋に備えられる弁を含み、前記流体袋から流体を排出して減圧するための減圧手段と、
   前記流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、
   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、血圧値を算出するための血圧測定手段と、
   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ための制御手段とを備え、
   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である前記弁のギャップを決定し、前記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し、
   前記減圧過程の開始から所定の期間に、前記流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように前記決定された制御量を調整することで、前記弁の設置傾きの影響を補正する、血圧測定装置。
5. 前記制御手段は、前記所定の期間の後の測定時に、前記流体袋の減圧速度が所定速度よりも速くなるように前記調整された制御量をさらに調整する、請求項１〜４のいずれかに記載の血圧測定装置。
6. 前記制御手段は、前記減圧過程において前記流体袋の内圧に重畳する脈圧を所定回数以上検出すると、前記調整された制御量をさらに調整する、請求項５に記載の血圧測定装置。
7. 前記制御手段は、前記制御量として前記弁を駆動させるための駆動電圧を調整する、請求項１〜６のいずれかに記載の血圧測定装置。
8. 前記制御手段は、前記制御量として前記弁の消費電流を調整する、請求項１〜６のいずれかに記載の血圧測定装置。
9. 前記制御手段は前記弁の消費電流としきい値とを比較することで前記流体袋の減圧速度が所定範囲内であるか否かを判断する、請求項１〜８のいずれかに記載の血圧測定装置。
10. 前記所定の期間は、前記減圧過程の開始から、前記減圧過程において前記流体袋の内圧に最初に脈波が重畳するよりも少なくとも一拍の脈拍分以前までの期間である、請求項１〜９のいずれかに記載の血圧測定装置。
11. 前記制御手段は、前記流体袋の内圧が最高血圧から最低血圧まで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るように前記制御量である前記弁のギャップを決定する、請求項１〜１０のいずれかに記載の血圧測定装置。

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