JP2013236836A

JP2013236836A - 自動血圧測定装置。

Info

Publication number: JP2013236836A
Application number: JP2012112914A
Authority: JP
Inventors: Shigehiro Ishizuka; 繁廣石塚
Original assignee: A&D Co Ltd
Current assignee: A&D Holon Holdings Co Ltd
Priority date: 2012-05-16
Filing date: 2012-05-16
Publication date: 2013-11-28
Anticipated expiration: 2032-05-16
Also published as: JP6027767B2

Abstract

【課題】圧迫帯の幅寸法による影響を少なくでき、正確な血圧測定値が得られる自動血圧測定装置を提供する。
【解決手段】圧迫帯１２の中間膨張袋２４または下流側膨張袋２６に発生する脈波の立上り判定時の生体の上腕（被圧迫部位）に対する圧迫圧力値ＰＣに基づいて生体の最高血圧値ＳＢＰが決定される。圧迫帯１２の相互に隣接して設けられた独立した気室から成る上流側膨張袋、中間膨張袋および下流側膨張袋から上腕へ圧迫されることから、圧迫帯１２の中心部と端部との間の圧迫圧力差が小さくされること、独立した気室から成る上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６は圧迫帯１２の幅方向において柔軟性が高いことなどから、圧迫帯１２の圧迫状態による血液の流れや脈波の伝播状態に対する影響が小さくなるので、圧迫帯１２の幅寸法による影響を大幅に少なくでき、正確な最高血圧値ＳＢＰが得られる。
【選択図】図２

Description

本発明は、腕、足首のような生体の一部である被圧迫部位内の動脈から発生する脈波を検出するためにその被圧迫部位に巻回される圧迫帯を備えた自動血圧測定装置に関するものである。

生体の血圧値等の循環器情報は、生体の動脈からその拍動に同期して発生する脈波をその生体の被圧迫部位に巻回された圧迫帯内の圧力振動として検出し、その脈波の大きさの予め設定された変化状態となったときのその圧迫帯の圧迫圧力に基づいて測定される。このような間接血圧測定は、オシロメトリック法或いはカフ振動法として知られ、広く採用されている。このようなオシロメトリック法では、圧迫帯の圧迫圧力の連続的変化に伴ってカフに発生する脈波の大きさが増減し、その振幅値が示すエンベロープ（包絡線）から、聴診法により血圧測定値と対比により統計的に血圧値を決定している。たとえば、特許文献１および特許文献２に示す血圧測定装置がそれである。

しかし、このような血圧測定法においては、圧迫帯から動脈に加えられる圧迫圧力はカフの幅方向（血管の長手方向）でその圧迫帯の中心部と端部とで大きな圧迫圧力差が存在するのが一般的であり、たとえば数十ｍｍＨｇの圧迫圧力差があるため、動脈の圧迫が均一でないこと、また、動脈の拍動に応答して圧迫帯に発生する圧力振動は、圧迫帯の中心部と端部との間で圧迫圧力差が形成された圧迫状態で動脈が圧迫された結果であること、また、動脈の拍動に応答して圧迫帯に発生する圧力振動は、圧迫帯の柔軟性にも依存していることなどにより、原理的に不明確であるということが避けられなかった。このため、その実用に当たっては、聴診法による測定値との間で平均誤差が小さくなるように測定値を補正する測定アルゴリズムが作成されていた。

特開平０６−０３１５６７号公報特開平０７−２３６６１７号公報

しかし、上記オシロメトリック法による血圧測定値の補正に用いられている聴診法による血圧測定値は、圧迫帯下流側の動脈から発生するコロトコフ音の発生および消滅に基づいて決定されているが、そのコロトコフ音の発生は血液の流れおよび脈波の伝播に起因しており、動脈中の血液の流れや脈波伝播に影響する圧迫帯の幅寸法やその圧迫帯が巻回される生体の一部の太さによって血圧測定値が影響されているのが実情である。圧迫帯の幅寸法が小さすぎる場合は、圧迫圧力が十分に動脈に加えられないために血圧値が高く測定されるというショートカフ効果が発生し、圧迫帯の幅寸法が大きすぎる場合は、圧迫帯下での脈波伝播時の減衰が大きく血圧値が低く測定されるというラージカフ効果が発生する。米国心臓学会（ＡＨＡ:American Heart Association）では、上記のショートカフ効果およびラージカフ効果の影響を補正するために、圧迫帯の幅寸法が生体の腕太さに対して適切でない場合の血圧測定値の補正値を発表しており、最高血圧値の補正値と最低血圧値の補正値とを別々の値で補正することを推奨している。前記聴診法による血圧測定は、圧迫帯の下流側の動脈から発生するコロトコフ音の発生および消滅に基づいて決定されるので、上記ラージカフ効果により脈波の減衰の影響を受けやすく、十分に高い血圧測定精度が得られていなかった。同時に、その聴診法による血圧測定値との間の誤差が解消されるように測定アルゴリズムを作成していたオシロメトリック法による血圧測定値も、十分に高い血圧測定精度が得られていなかった。

本発明の目的とするところは、圧迫帯の幅寸法による影響を少なくでき、正確な血圧測定値が得られる自動血圧測定装置を提供することである。

本発明者は、以上の事情を背景として、圧迫帯と圧迫圧力が動脈圧、圧脈波に与える影響に関して種々検討を重ねた。先ず、たとえば図１４の（ａ）、（ｂ）および（ｃ）に示される脈波計測の対象となる上腕計測モデル、上腕動脈モデル、上腕血流脈波伝播モデルに、図１５（ａ）に示す圧脈波データを対応させて考察した。一般に、圧迫帯からの圧迫がないカフ圧フリーの生理的状態では、上腕の動脈圧は心臓側から入射してくる進行波と抹消側からの反射波との合成であることが知られている。また、動脈内の血流に関しては、図１５（ｂ）の血流脈波に見られるように、心臓収縮期に押し出される脈流と脈波全周期の定常流との合計であるため、上記カフ圧フリーの生理的状態では、心臓拡張期では流速が低く、粘性が速度に影響しないPoiseuilleの定常流とみなすことができ、心臓収縮期では、血管コンプライアンスが小さいので、血管運動は無視でき、血流はNavier-Stokesの運動方程式で表現できる。

本発明者は、前記課題を解決するためには、気室が３分割された３連カフ構造の圧迫帯が必要であると考えており、図１４の（ａ）、（ｂ）および（ｃ）にはその圧迫帯が示されている。血流および脈波の伝播は、心臓の収縮期および拡張期と、圧迫帯の圧迫圧力が最高血圧値ＳＢＰ以上、最高血圧値ＳＢＰから最低血圧値ＤＢＰの間および最低血圧値ＤＢＰ以下の３つの圧迫圧力領域とに分けて検討する必要がある。

圧迫帯の圧迫圧力が最高血圧値ＳＢＰ以上である場合を考察する。動脈は圧迫帯下の部位で閉鎖されているので、圧迫帯よりも上流側では、その閉鎖部位からの位相が反転した反射波が発生していると考えられる。圧迫帯よりも下流側では、抹消側からの定常流の流出によって減衰する動脈圧が残存している。この状態では、圧力勾配により流体が円管に流れるPoiseuilleの定常流とみなすことができる。収縮期の脈波波形は、位相反転した反射波が負に影響して細いピーク波形となっている。

次に、圧迫圧力が最高血圧値ＳＢＰから最低血圧値ＤＢＰの間である場合を考察する。圧迫帯下の動脈は脈周期の後半では圧平状態となり、圧脈波は独立波として伝播するので、脈波の前半である収縮期部分は前回の脈波の影響を受けない孤立波であり、脈波の拡張期部分は慣性項を有しない。脈波は、定常圧である静圧Ｐｍｓと脈動圧である動圧Ｐｍｄとに分けられる。脈波の静圧Ｐｍｓ部分のエネルギは流体の量に依存しており、動圧Ｐｍｄ部分は運動エネルギ（１／２）ρｖ^２に依存している。脈波は、血管コンプライアンスによる動脈の延びによる血管の貯留と血液の慣性とにより伝播するが、圧迫帯下を伝播する脈波は孤立波であるために拡張期部分において運動エネルギを消失しており、静圧部分のエネルギがほぼ脈波の全周期に渡って主体である。この圧迫圧力下では、圧迫帯下流側動脈内圧力であるＰｄ領域における観血法圧脈波の拡張期は血流が定常流であり、動脈系より流失する血流量に依存して圧力が減衰する。血圧測定のための圧迫帯の圧力定速排気に比較して上記の圧力の減衰が少ない場合には圧迫圧力の定速排気の圧力勾配と比較して観血法脈波のボトム圧の勾配は小さく、観血法脈波のボトム圧は圧迫圧力よりも高く観測される。図１５（ａ）の破線部で観察できるように、この圧迫圧力下では上記Ｐｄ領域の圧脈波のボトム圧はカフ圧と平行して減衰していることから、上記圧迫圧力に制限されている。このことは、圧脈波のピーク値が収縮期血圧の動揺に従って変動するが、圧脈波はそのボトム圧が上記のように制限されることで変動が小さいことからも明らかである。拡張期末期では、圧迫圧力により血液が押し出される。

収縮期末期の脈流部分について考察する。この圧迫帯の圧力下では、定常流の流れと圧脈波とは同じで、血液の慣性部分の寄与は減衰しており、圧脈波は血流速度で伝播する。図１５（ａ）における脈波の減衰に見られるように、この圧迫帯下の脈波はその伝播により減衰する。この原因は、血管運動によるエネルギ損失および粘性抵抗によるエネルギ損失が大きい。孤立波の先頭よりも圧脈波の反射は随時発生していると考えられるが、孤立波の状態で血流が存在しない状態では圧脈波の媒体である血液がなく、圧脈波の下限は圧迫圧力で制限されている。また、観測される容積脈波の波形は、存在する血流量の静圧部分に制限される。仮に、カフの有効幅が８ｃｍであり、血流速度が３０ｃｍ／ｓｅｃであるとすると、脈波伝播時間ＰＷＴは２６０ｍｓｅｃであり、観測される脈波の時間幅がこれ以下のときは、圧迫帯したの動脈の両端が同時に閉じた状態（時間帯）が存在し、圧脈波の動圧成分は消失して、得られる容積脈波は血流量の変化に追従している。この状態では、図１４（ｃ）において圧迫帯よりも下流側のｄ部では、円管に流れるのでPoiseuilleの定常流とみなすことができる。圧迫帯下流側のｄ部のインピーダンスは圧迫帯下のｃ部よりも低いので、圧迫帯の下流側の端から上流側へ向かう反射波ｃ１は小さいと考えられる。ｄ部に伝播した圧脈波の分岐部からの反射波ｄ１が圧迫帯下に表れる反射波ｃ２について考察する。その反射波ｃ２は、ｄ部に流入する血流量とｄ部から抹消へ流出する血流量との差による圧力ポテンシャルが増大して圧迫帯下の圧力を超えると、反射波ｃ２が圧迫帯下に表れる。反射波ｃ２が表れるより高い圧迫圧力では、脈波の時間幅は心収縮期に拍出される脈波の時間幅であるが、反射波ｃ２が表れると急速にその時間幅が拡大する。拡張期末期には血管は閉じるが、圧迫帯の幅の中で脈波が孤立することは無くなる。反射波も脈波の減衰があり、総合的に見ると、反射波ｃ２の観測とともに脈波の進行方向の減衰率は低下する。これは圧脈波に動圧が表れてきた領域といえる。圧脈波の減衰は、観測される上流域、中流域、下流域の容積脈波の減衰と同じと仮定する。これ以降、圧迫帯より下流側のｄ部では、流体はNavier-Stokesの運動方程式で表現される。前述のように、ｄ部のボトム圧は流入する血流量と流出する血流量との差に起因して、すなわち抹消血管抵抗の大きさに依存して血圧が上昇し、圧迫圧力より若干高くシフトしている。

反射波ｃ２が発生しない状態で決定される血圧は、進行波に対する最高血圧値ＳＢＰである。しかし、反射波ｃ２は圧迫帯による圧迫の無いときの反射波の大きさに比べれば相当に小さいので、最高血圧値ＳＢＰに対する影響はそれほど大きくはないと考えられる。聴診法では、圧脈波が圧迫帯の下流端に到達した時点でＫ音波形が観測され、このときにＩ音が検出されて収縮期血圧が決定される。反射波ｃ２が発生すると、マイクロホンにより検出される信号はこの反射波ｃ２に同期するようになる。また、脈波は減衰するので、反射波ｃ２がない状態で聴診法により決定される収縮期血圧は、圧迫帯上流側の圧脈波の進行波に対して脈波の減衰分だけ低めに決定される。

Ｐｄ領域の観血法の圧脈波は、最高血圧後に脈波が成長すると反射波ｄ２が観測されるようになる。反射波ｄ２は、圧迫帯下の動脈のインピーダンスが圧迫帯下流側の動脈のインピーダンスと比較して高く、インピーダンスの不整合が生じていることに起因して圧迫圧力が最低血圧に至るまで発生する。反射点が圧脈波の下降脚で始まっているとすると、圧脈波のピーク圧は圧迫圧力が無いときのピーク圧と変わらないが、上昇脚で始まると、圧脈波のピーク圧は圧迫圧力が無いときのピーク圧を超える場合がある。Ｐｄ領域の反射波ｄ１は圧迫帯下流端での反射波ｄ２とエネルギ損失となるが、圧迫圧力を超えると、圧迫帯下に伝播してＰｄ領域の反射波ｃ２成分となって圧迫帯下の脈波の一成分となる。圧迫帯の圧迫圧力が拡張期血圧より１０ｍｍＨｇ程度高い状態すなわちＰｔ＝０の状態で、動脈が開口して連続した脈波が観測されるようになり、これよりも低い圧迫圧力では、血流は定常流となり、Navier-Stokesの運動方程式で表現される。また、血管壁は、血管コンプライアンスが大きく、弾性管の運動方程式で記述される。この拡張期血圧より高い圧迫圧力で圧迫帯下の血管が常時開口する原因として２つの要因が考えられる。第１の要因として、血管が閉じるためには圧迫帯下の血流をなくさなくてはならないから、たとえば圧迫帯の有効長（幅）が４ｃｍ、血流速度が３０ｃｍ／ｓｅｃのときには、圧迫帯下領域から拍出させる１３０ｍｓｅｃの時間が必要であり、動脈圧が圧迫圧力より低下している時間がこれより短くなると流体が残存して連続脈波が形成されるようになるからと考えられる。第２の要因として、拡張期に抹消から流出する血液量に依存した抹消血管抵抗が高い場合、拡張期の圧力減衰が小さいため、Ｐｄ領域の動脈圧が圧迫圧力よりも高くなり、圧迫帯下の血管が開くことが考えられる。この領域の血流は、慣性に比較して粘性抵抗が高く、脈波伝播速度が遅い細い弾性管の特性を示す。圧脈波は、血管壁運動が大きく、脈波の減衰が継続している。

次に、圧迫圧力が最低血圧値ＤＢＰ相当のときの圧力では、聴診法のＫ音の消失点と圧迫帯下流域におけるＰｄ領域の観血法での圧脈波の反射波ｄ２が消失する点とが一致している。これは、Ｐｄ領域とＰｂ領域の動脈血管系のインピーダンスの整合がとれて、反射波ｄ２がなくなった状態と考えられる。従って、Ｐｄ領域の脈波の減衰が見られなくなった相似形の（相互相関の高い）圧力、Ｐｄ領域とＰｂ領域の脈波伝播速度が同等になった圧力（微小振動の伝播特性と一致する圧力）、観測される脈波のボトムの動揺が圧迫帯の圧迫圧力で制限されなくなった時点の圧力が、最低血圧と判断される。従って、最低血圧をこのアルゴリズムで判定することにより、ラージカフ効果の補正は必要なく、この圧力判定は、観血法と非観血法とがよく一致すると考えられる。

本発明者は、３連カフ構造の圧迫帯において、それに備えられる互いに隣接した上流側膨張袋、中間膨張袋、下流側膨張袋の相互間の伝達率を、圧迫帯の圧迫圧力の変化に伴って求めた。すなわち、上流側膨張袋に一定の圧パルスを加えたときに、それに応答して中間膨張袋および下流側膨張袋に発生する脈波を検出し、中間膨張袋への伝達率（ｄＢ：中間膨張袋に発生した脈波／上流側膨張袋に加えた一定の圧パルス）および下流側膨張袋への伝達率（ｄＢ：下流側膨張袋に発生した脈波／上流側膨張袋に加えた一定の圧パルス）を求めた。図１６に示すように、周波数に拘わらず、略一定の伝達率で圧脈波が伝達され、図１７に示すように、上流側膨張袋（カフ１）から中間膨張袋（カフ２）へのクロストーク（干渉波）ΔＶ_１２が発生し、中間膨張袋（カフ２）から下流側膨張袋（カフ３）へのクロストーク（干渉波）ΔＶ_２３が発生することを示している。

図１５（ａ）は、以下の現象を示している。（i）３連カフ構造の圧迫帯の圧迫圧力が最高血圧値よりも高い値から低下するに伴って、動脈血が上流側膨張袋により阻止されている当初は上流側膨張袋に発生する圧脈波が相対的に大きく、中間膨張袋および下流側膨張袋はクロストークのみが発生させられている。（ii）次第に、動脈内の血液が中間膨張袋下に進行すると、その中間膨張袋に発生する圧脈波が大きくなり、下流側膨張袋は未だクロストークのみの状態となる。（iii）次いで、動脈内の血液が下流側膨張袋下に進行すると、その下流側膨張袋に発生する圧脈波が大きくなる。３連カフ構造の圧迫帯において、血圧測定時に生体に巻回された圧迫帯により血管が圧平状態となる圧迫圧力において、上記（i）、（ii）状態で上流側膨張袋から中間膨張袋へ、中間膨張袋から下流側膨張袋へ脈波が膨張袋間を伝播する時間に相当する脈波の立ち上がりの時間の波形から相互の膨張袋の脈波の干渉率を求め、その干渉率が前述の一定の圧パルスを加えて得られた伝達率が予め設定された値を超えた場合には、カフの圧迫が不充分なために血管が圧平状態にならないショートカフ効果の状態であることを示している。

そして、（iv）圧脈波を観測すると、圧迫帯下の圧脈波の先頭で負の反射が発生するので、各膨張袋に発生する圧脈波はそのピーク付近から急速に低下してピーク付近の時間幅が狭い脈波形状となっている。進行波と圧迫帯の下流側動脈から発生する正の反射波との重畳により、上流側膨張袋、中間膨張袋、下流側膨張袋に発生する脈波には、振幅差が発生するが、反射波は下流域から上流域へ伝播するので、下流側膨張袋に発生する脈波のピークの増分が相対的に大きい。

従って、生体の最高血圧値ＳＢＰを、上記下流側膨張袋に発生する脈波の立ち上がり時点の圧迫圧力に基づいて決定することができる。また、生体の最高血圧値ＳＢＰを、上記中間膨張袋に発生する脈波の立ち上がり時点の圧迫圧力に基づいて決定することができる。上記脈波にはクロストークが含まれるので、そのクロストークの影響を除いた後の脈波を用いることが望まれる。また、圧迫帯下の伝播時間を参照して決定することが望まれる。本発明はこのような知見に基づいてなされたものである。

すなわち、本発明は、（a）生体の被圧迫部位内の動脈の方向に所定の間隔を隔てるように位置する可撓性シート材から成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に隣接して配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する中間膨張袋とを有する圧迫帯を備え、該圧迫帯が巻き付けられた前記生体の被圧迫部位内の動脈から発生する脈波に基づいて該生体の血圧値を測定する自動血圧測定装置であって、（b）前記互いに隣接する上流側膨張袋、中間膨張袋、下流側膨張袋から前記生体の被圧迫部位内の動脈に対して圧迫圧力を均等な圧力分布で加え、その圧迫圧力を変化させる過程で、該上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋に発生する脈波のうち、該中間膨張袋または下流側膨張袋に発生する脈波の立上り判定時の前記被圧迫部位に対する圧迫圧力に基づいて前記生体の最高血圧値を決定することを特徴とする。

本発明の自動血圧測定装置によれば、圧迫帯において相互に隣接して設けられた上流側膨張袋、中間膨張袋および下流側膨張袋に発生する脈波のうち、その中間膨張袋または下流側膨張袋に発生する脈波の立上り判定時の前記被圧迫部位に対する圧迫圧力値に基づいて前記生体の最高血圧値が決定される。圧迫帯の相互に隣接して設けられた独立した気室から成る上流側膨張袋、中間膨張袋および下流側膨張袋から被圧迫部位へ圧迫されることから、圧迫帯の中心部と端部との間の圧迫圧力差が小さくされること、また、独立した気室から成る上流側膨張袋、中間膨張袋および下流側膨張袋は圧迫帯の幅方向において柔軟性が高いことなどから、圧迫帯の圧迫状態による血液の流れや脈波の伝播状態に対する影響が小さくなるので、圧迫帯の幅寸法による影響を大幅に少なくでき、正確な最高血圧値が得られる。

ここで、好適には、前記立上り判定は、前記中間膨張袋または下流側膨張袋に発生する脈波が予め設定された立上り判定値を超えたことに基づいて判定されるものである。このようにすれば、高精度の最高血圧値が得られるように上記立上り判定値を予め設定することにより、圧迫帯の幅寸法による影響を大幅に少なくでき、正確な最高血圧値が得られる。

また、好適には、前記中間膨張袋または下流側膨張袋に発生する脈波から、中間膨張袋または下流側膨張袋の上流側に隣接する膨張袋から伝播される圧力変動を表わす干渉率を求め、この干渉率が予め設定された値以内である場合に適正なカフサイズであるという判断を行い血圧判定をすることにより、圧迫帯の幅寸法による影響を大幅に少なくした、正確な血圧値が得られる。

また、好適には、前記中間膨張袋または下流側膨張袋に発生する脈波は、中間膨張袋または下流側膨張袋の上流側に隣接する膨張袋から伝播される圧力変動を表わす予め求められたクロストーク値に基づいて、そのクロストークが除去されるように補正されたものである。このようにすれば、中間膨張袋または下流側膨張袋の上流側に隣接する膨張袋からのクロストークの影響の少ない脈波が得られるので、圧迫帯の幅寸法による影響を大幅に少なくした、一層正確な最高血圧値が得られる。

また、好適には、前記最高血圧値は、前記中間膨張袋に発生する脈波の立上り判定時に対応するカフ圧および前記下流側膨張袋に発生する脈波の立上り判定時に対応するカフ圧とのうち、いずれかの大きい方のカフ圧に基づいて決定される。このようにすれば、圧迫帯の幅寸法による影響を大幅に少なくした、一層正確な最高血圧値が得られる。

また、好適には、前記中間膨張袋に発生する脈波の大きさと前記下流側膨張袋に発生する脈波の大きさとの差が、予め設定された一致判定値以下と判定されたときの前記被圧迫部位に対応する圧迫圧力値に基づいて前記生体の最低血圧値を決定する。このようにすれば、動脈内の血流に関して圧迫帯直下のインピーダンスと圧迫帯下流側のインピーダンスとの整合がとれた状態が判定され、このような状態では、圧迫帯直下の脈波伝播速度と圧迫帯下流側の脈波伝播速度とが同等となり、直接法で観測される圧脈波のボトム圧（下ピーク圧）が圧迫帯による圧迫圧力により制限されなくなった時点の圧迫圧力が最低血圧値として決定されるので、高精度の最低血圧値が得られる。

また、好適には、前記最低血圧値の決定に際して用いられる、上記中間膨張袋および下流側膨張袋に発生する脈波は、それら中間膨張袋および下流側膨張袋の上流側にそれぞれ隣接する膨張袋から伝播される圧力変動を表わす予め求められたクロストーク値に基づいてそれぞれ補正されたものである。このようにすれば、クロストークが除去された脈波を用いるので、一層高精度の最低血圧値が得られる。

生体の被圧迫部位である上腕に巻き付けられる上腕用の圧迫帯を備えた本発明の一実施例の自動血圧測定装置を示している。図１の圧迫帯の外周面を示す一部を切り欠いた図である。図２の圧迫帯内に備えられた上流側膨張袋、中間膨張袋および下流側膨張袋を示す平面図である。図３の上流側膨張袋、中間膨張袋および下流側膨張袋を幅方向に切断して示す断面図である。図１の電子制御装置に備えられた制御機能の要部を説明するための機能ブロック線図である。図５のカフ圧制御部により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において１５３ｍｍＨｇであるときに発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であって、（ａ）はクロストーク補正前の波形、（ｂ）はクロストーク除去補正後の波形を示している。図５のカフ圧制御部により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において１３４ｍｍＨｇであるときに発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であって、（ａ）はクロストーク補正前の波形、（ｂ）はクロストーク除去補正後の波形を示している。図５のカフ圧制御部により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が１１３ｍｍＨｇであるときのものである。図５のカフ圧制御部により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が７３ｍｍＨｇであるときのものである。図５の電子制御装置に含まれるカフ圧制御部の制御作動を説明するタイムチャートである。クロストークを除去する補正前の脈波の波形、補正後の脈波の波形および補正により除去されたクロストーク波形をそれぞれ示す図である。図５の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートの一方である。図５のカフ圧制御手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において抽出された上記複数の膨張袋からの脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線（エンベロープ）を示す図である。生体の上腕における動脈内の脈波伝達を説明する図であって、（a）は圧迫帯が装着された生体の上腕モデルを、（b）は上腕内における動脈モデルを、（c）は上腕における脈波伝播モデルを、それぞれ示している。（a）生体の上腕に装着された圧迫帯からの圧迫圧力を変化させたときに、その圧迫帯の中間膨張袋から得られる圧迫圧力、その圧迫圧力から抽出される脈波、上腕内の動脈のうちの圧迫帯下流側部位から直接法により得られる圧脈波を、並列的に示すタイムチャートである。（b）は上腕動脈の超音波血流波形の例である。圧迫帯に設けられた独立の気室である上流側膨張袋からそれに隣接する中間膨張袋へのクロストークの伝達率の、周波数特性を示す図である。圧迫帯に設けられた独立の気室である上流側膨張袋からそれに隣接する中間膨張袋への脈波の干渉を示す図である。

以下、本発明の一実施例を図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の実施例において図は適宜簡略化或いは変形されており、各部の寸法比および形状等は必ずしも正確に描かれていない。

図１は、生体の一部である被圧迫部位、たとえば生体の肢体の１つである上腕１０に巻き付けられた上腕用の圧迫帯１２を備えた本発明の一例の自動血圧測定装置１４を示している。この自動血圧測定装置１４は、上腕１０内の動脈１６を止血するのに十分な値まで昇圧させた圧迫帯１２の圧迫圧力を降圧させる過程において、動脈１６の容積変化に応答して発生する圧迫帯１２内の圧力振動である脈波（後述の図６〜図９参照）を逐次抽出し、その脈波の変化に基づいてその生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを測定するものである。

図２は圧迫帯１２の外周面を示す一部を切り欠いた図である。図２に示すように、圧迫帯１２は、ＰＶＣ等の合成樹脂により裏面が相互にラミネートされた合成樹脂繊維製の外周側面不織布２０ａおよび図示しない内周側不織布から成る帯状外袋２０と、その帯状外袋２０内において幅方向に順次収容され、たとえば軟質ポリ塩化ビニールシートなどの可撓性シートから構成されて独立して上腕１０を圧迫可能な上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６とを備え、外周側面不織布２０ａの端部に取り付けられた面ファスナ２８に前記内周側不織布の端部に取り付けられた図示しない起毛パイルが着脱可能に接着されることにより、上腕１０に着脱可能に装着されるようになっている。上腕１０に装着された状態においては、下流側膨張袋２６は上流側膨張袋２２および中間膨張袋２４よりも上腕１０内の動脈１６の下流側に位置させられる。また、中間膨張袋２４は下流側膨張袋２６よりも上流側に位置させられ、上流側膨張袋２２は下流側膨張袋２６および中間膨張袋２４よりも上流側に位置させられる。上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６は、幅方向に連ねられて前記上腕１０を各々圧迫する独立した気室をそれぞれ有するとともに、管接続用コネクタ３２、３４および３６を外周面側に備えている。それら管接続用コネクタ３２、３４および３６は、外周側面不織布２０ａを通して圧迫帯１２の外周面に露出されている。

図３は圧迫帯１２内に備えられた上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６を示す平面図であり、図４はそれらを幅方向すなわち図３の矢印ａ方向に切断した断面図である。上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６は、それらにより圧迫された動脈１６の容積変化に応答して発生する圧力振動である脈波を検出するためのものであり、それぞれ長手状を成している。上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６は中間膨張袋２４の両側に隣接した状態で配置されている。また、中間膨張袋２４は上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の間に挟まれた状態で圧迫帯１２の幅方向の中央部に配置されている。なお、圧迫帯１２が前記上腕１０に巻き付けられた状態においては、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６は上記上腕１０の長手方向に所定間隔を隔てて位置させられ、また、中間膨張袋２４は上記上腕１０の長手方向において連なるように上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の間に配置させられる。図４に示すように、上流側膨張袋２２の中心と中間膨張袋２４の中心との間隔Ｌ１２および中間膨張袋２４の中心と下流側膨張袋２６の中心との間隔Ｌ２３は少なくとも３０ｍｍとなるようにそれぞれ設定され、上流側膨張袋２２の中心と下流側膨張袋２６の中心との間隔Ｌ１３は少なくとも６ｃｍに設定されている。血管が圧平状態での脈波の伝播速度は血流速度と同等であり、圧迫帯１２における血流速度は３０cｍ／ｓｅｃ程度であるという実験値から３０ｍｍ／１００ｍｓｅｃ程度であるので、脈波の立ち上がり時間１００ｍｓｅｃにおいて干渉率の測定が可能となるように設定されている。

中間膨張袋２４は所謂マチ構造の側縁部を両側に備えている。すなわち、中間膨張袋２４の上腕１０の長手方向における両端部には、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆがそれぞれ形成されている。そして、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４に隣接する側の隣接側端部２２ａおよび２６ａが上記一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆ内に差し入れられて配置されるようになっている。これにより、中間膨張袋２４の両端部２４ａおよび２４ｂと上流側膨張袋２２の隣接側端部２２ａおよび下流側膨張袋２６の隣接側端部２６ａとが相互に重ねられた構造すなわちオーバラップ構造となるので、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６が等圧で上腕１０を圧迫したときにそれらの境界付近においても比較的均等な圧力分布が得られる。

上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６も、所謂マチ構造の側縁部を中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂに備えている。すなわち、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂには、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る折込溝２２ｆおよび２６ｆがそれぞれ形成されている。それら折込溝２２ｆおよび２６ｆを構成するシートは、幅方向に飛び出ないように、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６内に配置された貫通穴を備える接続シート３８、４０を介してその反対側部分すなわち中間膨張袋２４側の部分に接続されている。これにより、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の端部２２ｂおよび２６ｂにおいても前記上腕１０の動脈１６に対する圧迫圧力が他の部分と同様に得られるので、圧迫帯１２の幅方向の有効圧迫幅がその幅寸法と同等になる。圧迫帯１２の幅方向は１２ｃｍ程度であり、その幅方向に３つの上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６が配置された構造であるから、それぞれが実質的に４ｃｍ程度の幅寸法とならざるを得ない。このような狭い幅寸法であっても圧迫機能を十分に発生させるために、中間膨張袋２４の両端部２４ａおよび２４ｂと上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の隣接側端部２２ａおよび２６ａとが相互に重ねられたオーバラップ構造とされるとともに、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂが所謂マチ構造の側縁部とされている。

上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４側の端部２２ａおよび２６ａと、それが差し入れられている一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆの内壁面すなわち相対向する溝側面との間には、圧迫帯１２の長手方向の曲げ剛性よりもその圧迫帯１２の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状の遮蔽部材４２がそれぞれ介在させられている。この遮蔽部材４２は、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６、或いは中間膨張袋２４と同様の長さ寸法を備えている。本実施例では、図３、図４に示すように、上流側膨張袋２２の端部２２ａとそれが差し入れられている折込溝２４ｆとの間の隙間のうちの外周側の隙間および下流側膨張袋２６の端部２６ａとそれが差し入れられている折込溝２４ｆとの間の隙間のうちの外周側の隙間に、長手状の遮蔽部材４２がそれぞれ介在させられているが、内周側隙間にも介在させられてもよい。内周側隙間に比較して外周側隙間の方が遮蔽効果が大きいので、少なくとも外周側隙間に設けられればよい。

上記遮蔽部材４２は、上腕１０の長手方向すなわち圧迫帯１２の幅方向に平行な樹脂製の複数本の可撓性中空管４４が互いに平行な状態で、上腕１０の周方向すなわち圧迫帯１２の長手方向に連ねて配列されるとともに、それら可撓性中空管４４が型成形或いは接着により直接に或いは粘着テープなどの可撓性シート等の他の部材を介して間接的に相互に連結されることにより構成されている。上記遮蔽部材４２は、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４側の端部２２ａおよび２６ａの外周側の複数箇所に設けられた複数の掛止シート４６に掛け止められている。

図１に戻って、自動血圧測定装置１４においては、空気ポンプ５０、急速排気弁５２および排気制御弁５４が主配管５６にそれぞれ接続されている。その主配管５６からは、上流側膨張袋２２に接続された第１分岐管５８、中間膨張袋２４に接続された第２分岐管６２および下流側膨張袋２６に接続された第３分岐管６４がそれぞれ分岐させられている。上記第１分岐管５８は、空気ポンプ５０と上流側膨張袋２２との間を直接開閉するための第１開閉弁Ｅ１を直列に備えている。また、上記主配管５６は、空気ポンプ５０、急速排気弁５２および排気制御弁５４と、上記各分岐管との間を直接開閉するための第２開閉弁Ｅ２を直列に備えている。また、上記第３分岐管６４は、空気ポンプ５０と下流側膨張袋２６との間を直接開閉するための第３開閉弁Ｅ３を直列に備えている。そして、上流側膨張袋２２内の圧力値を検出するための第１圧力センサＴ１が第１分岐管５８に接続され、中間膨張袋２４内の圧力値を検出するための第２圧力センサＴ２が第２分岐管６２に接続され、下流側膨張袋２６内の圧力値を検出するための第３圧力センサＴ３が第３分岐管６４に接続されている。

上記第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２および第３圧力センサＴ３から電子制御装置７０には、上流側膨張袋２２内の圧力値すなわち上流側膨張袋２２の圧迫圧力値ＰＣ１を示す出力信号、中間膨張袋２４内の圧力値すなわち中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示す出力信号および下流側膨張袋２６内の圧力値すなわち下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣ３を示す出力信号がそれぞれ供給される。電子制御装置７０は、ＣＰＵ７２、ＲＡＭ７４、ＲＯＭ７６および図示しないＩ／Ｏポートなどを含む所謂マイクロコンピュータである。この電子制御装置７０は、ＣＰＵ７２がＲＡＭ７４の記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭ７６に記憶されたプログラムにしたがって入力信号を処理し、電動式の空気ポンプ５０、急速排気弁５２、排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３をそれぞれ制御することにより、膨張袋２２、２４および２６にそれぞれ圧迫された上腕１０の動脈１６の容積変化に応答してそれぞれ発生する膨張袋２２、２４および２６内の圧力振動である脈波を示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３（たとえば後述の図６（ａ）、図７（ａ）、図８、図９参照）をそれぞれ採取する。また、電子制御装置７０は、それら脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３に基づいて前記生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを算出し、表示装置７８にその演算結果である測定値を表示させる。この電子制御装置７０には、上記第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２および第３圧力センサＴ３からの出力信号に加え、血圧値測定起動部８０からの出力信号が供給される。この血圧値測定起動部８０は、手動による起動操作に応答して、或いは予め設定された血圧測定周期毎に、血圧測定開始の指令信号を出力するものである。

図５は、電子制御装置７０に備えられた制御機能の要部を説明するための機能ブロック線図である。図５において、カフ圧制御部８２は、たとえば図１０のタイムチャートの示すように、血圧測定開始の指令信号が血圧値測定起動部８０から供給された場合に、急速排気弁５２および排気制御弁５４を閉じ、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３を開いた状態で空気ポンプ５０を起動させることにより、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６による上腕１０の動脈１６への圧迫圧力値ＰＣをその動脈１６における最高血圧値ＳＢＰよりも充分に高い値に予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭ（たとえば１８０ｍｍＨｇ）までそれぞれ急速に昇圧させる。例えば、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が上記昇圧目標圧力値ＰＣＭ以上となるまで各膨張袋を昇圧する。続いて、カフ圧制御部８２は、排気制御弁５４を用いて、上記昇圧させた上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣを予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に徐速降圧させる。このとき、カフ圧制御部８２は、所定量（たとえば３〜１０ｍｍＨｇの範囲内）の除速降圧毎に上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣをそれぞれ所定時間保持する。そして、カフ圧制御部８２は、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が、上記動脈１６における最低血圧値ＤＢＰよりも充分に低い値に予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥ（たとえば３０ｍｍＨｇ）よりも小さくなったときに、急速排気弁５２を用いて上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６内の圧力をそれぞれ大気圧まで排圧する。

脈波採取部８４は、カフ圧制御手段８２により上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣがそれぞれ徐速降圧させられる過程において、第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２および第３圧力センサＴ３からの出力信号に基づいて、上記上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６内の圧力変動である脈波を示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３を逐次採取し、ＲＡＭ７４に記憶させる。図６（ａ）、図７（ａ）、図８、図９は、上記過程において発生するカフ容積脈波ＰＶＲである脈波信号ＳＭを例示する図である。これら図６（ａ）、図７（ａ）、図８、図９に示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３は、圧迫帯１２の圧迫圧力値ＰＣが１５３ｍｍＨｇ、１３４ｍｍＨｇ、１１３ｍｍＨｇ、７３ｍｍＨｇであるときに、第１圧力センサＴ１からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた上流側膨張袋２２からの脈波Ｍ１を示す脈波信号ＳＭ１（破線）、第２圧力センサＴ２からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた中間膨張袋２４からの脈波Ｍ２を示す脈波信号ＳＭ２（実線）および第３圧力センサＴ３からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた下流側膨張袋２６からの脈波Ｍ３を示す脈波信号ＳＭ３（１点鎖線）である。そして、脈波採取部８４は、上記得られた脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３を、それらが発生したときの中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧信号ＰＫ２とともに、ＲＡＭ７４の所定の記憶領域に記憶する。

クロストーク算出部８６は、平均血圧値以上の圧迫圧力で上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６からそれぞれ検出された脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３の脈波の立ち上がり圧振幅から、中間膨張袋２４の干渉率ｒ_０（１２）および下流側膨張袋２６の干渉率ｒ_０（１３）を測定し、クロストークを所定間隔の圧迫圧力毎に逐次算出する。上腕１０に巻き付けられた圧迫帯１２において、中間膨張袋２４は、その直下の動脈１６からの脈波を受けるだけでなくその上流側に隣接する上流側膨張袋２２の圧力変動の影響すなわち干渉を受けるので、それらを含む脈波を表わす脈波信号ＳＭ２が検出されている。また、下流側膨張袋２６は、その直下の動脈１６からの脈波を受けるだけでなくその上流側に隣接する中間膨張袋２４の圧力変動の影響を受けるので、それらを含む脈波を表わす脈波信号ＳＭ３が検出されている。したがって、脈波信号ＳＭ２が表わす脈波を補正して干渉を受ける前の脈波を得るために、上記干渉率ｒ_０が予め記憶された次式（１）から脈波が上流側膨張袋を伝播する時間内の脈波の立ち上がり時間に測定される脈波の振幅ΔＰ_１およびΔＰ_２に基づいて算出される。式（１）では、図１７に示すように、上流側の膨張袋をカフ１とし、それの下流側に隣接する膨張袋をカフ２として一般化したとき、予め求められたカフ１の中心からカフ２の中心までの動脈内の脈波伝播時間ｔ_１２が経過する前の、カフ１およびカフ２の容積、圧力をＶ_１、Ｐ_１およびＶ_２、Ｐ_２とし、動脈の脈動によるカフ１およびカフ２の容積変化分、圧力変化分をΔＶ_１、ΔＰ_１およびΔＶ_２、ΔＰ_２としている。容積変化分のうち、カフ１から２へのクロストーク分をΔＶ_１２、脈波伝播による増分をΔＶ_pp,1、ΔＶ_pp,２としている。カフ内圧の脈波による変動を等温変化、圧力変化及び容積変化は小さいとする。

（１）式の右辺第１項はカフ２直下の上腕動脈領域に脈波が伝播した増分、右辺第２項はカフ１からカフ２へのクロストークによる増分である。脈波先頭がカフ１の領域を伝播している時間内は（１）式右辺第１項のΔＶ_pp,２＝０で、（２）式に示すように、ΔＰ２／ΔＰ１はクロストーク分のみで一定となる。この一定の領域のΔＰ２／ΔＰ１比を干渉率ｒ_０と決定する。

干渉率ｒ_０が一定の上記時間領域が予め設定された時間より狭い場合は（１）式右辺第１項の脈波がカフ２の直下に進行している影響で干渉率ｒ_０は大きくなり、カフの圧迫が不十分なショートカフ効果の状態にあると判断される。

脈波補正部８８は、中間膨張袋２４から検出された脈波信号ＳＭ２が表わす脈波および下流側膨張袋２６から検出された脈波信号ＳＭ３が表わす脈波を、予め記憶された次式（３）から、上記クロストーク算出部８６において算出された中間膨張袋２４の干渉率ｒ_０（１２）および下流側膨張袋２６の干渉率ｒ_０（１３）に基づいて補正し、補正後の脈波をＲＡＭ７４に記憶させる。（３）式では、所定のカフ２から検出された補正前の脈波をＰＶＲｃ２（ｔ）、補正後の脈波をＰＶＲｃ（ｔ）、その所定カフ２の上流側に隣接するカフ１から検出された脈波をＰＶＲｃ１（ｔ）として一般化している。図１１は、上記検出された補正前の脈波をＰＶＲｃ１（ｔ）を１点鎖線で、それから分離された補正後の脈波をＰＶＲｃ２（ｔ）を実線で、上流側のカフからの寄与（干渉）分をＰＶＲｃ３（ｔ）を破線で示している。また、図６（ｂ）、図７（ｂ）は、収縮期における補正後の脈波を示し、図１３では、それら補正後の脈波ＰＶＲｃ２（ｔ）の最大振幅を用いて形成された収縮期付近の中間エンベロープＥｍ、下流側エンベロープＥｄ、上流側エンベロープＥｐがそれぞれ破線で示されている。

脈波伝播時間ＰＷＴ算出部９０は、上流側膨張袋２２から検出された脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点と中間膨張袋２４から検出された脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点との時間差すなわち脈波伝播時間ｔ１２および中間膨張袋２４から検出された脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点と下流側膨張袋２６から検出された脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点との時間差すなわち脈波伝播時間ｔ２３を、それぞれ算出する。

血圧値決定部９２は、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６から生体に均等な圧迫圧力を加え且つその圧迫圧力を徐速降圧させる過程で、各上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６から検出される脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３のうち、中間膨張袋２４から検出された脈波信号ＳＭ２が表わす脈波であって脈波補正部８８により補正された脈波の立上り判定時の圧迫圧力値ＰＣ２、又は下流側膨張袋２６から検出された脈波信号ＳＭ３が表わす脈波であって脈波補正部８８により補正された脈波の立上り判定時の圧迫圧力値ＰＣ３に基づいて、前記生体の最高血圧値ＳＢＰを決定し、表示装置７８に表示させる最高血圧値決定部９４を備えている。この最高血圧値決定部９４は、たとえば、上記の圧迫圧力値ＰＣ２および圧迫圧力値ＰＣ３のうちの高い方の圧迫圧力値ＰＣを、前記生体の最高血圧値ＳＢＰとして決定する。上記立上がり判定は、たとえば、脈波信号ＳＭ２の補正された記補正後の脈波が予め記憶された立上り判定値Ｊ２を越えたことおよび脈波信号ＳＭ３の補正された記補正後の脈波が予め記憶された立上り判定値Ｊ３を越えたことで判定される。中間膨張袋２４から検出された脈波信号ＳＭ２が表わす脈波であって脈波補正部８８により補正された脈波と、下流側膨張袋２６から検出された脈波信号ＳＭ３が表わす脈波であって脈波補正部８８により補正された脈波とは、共にクロストークが除去されているので、相互に同様の大きさの脈波となるので、上記立上り判定値Ｊ２および立上り判定値Ｊ３は相互に同様或いは近似した値となるが、検出位置に由来する検出感度特性差などを吸収するために予め実験的に求められた値が用いられる。

また、血圧値決定部９２は、圧迫帯１２の徐速降圧過程において上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６から検出される脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３のうち、中間膨張袋２４から検出された脈波信号ＳＭ２が表わす脈波であって脈波補正部８８により補正された脈波と、下流側膨張袋２６から検出された脈波信号ＳＭ３が表わす脈波であって脈波補正部８８により補正された脈波との間で減衰が無くなったことことに基づいて生体の最低血圧値ＤＢＰとし決定する最低血圧値決定部９６を備えている。この最低血圧値決定部９６は、圧迫帯１２の徐速降圧過程において中間膨張袋２４に発生する脈波の大きさＡ２４と下流側膨張袋２６に発生する脈波の大きさＡ２６との差ΔＡが、予め記憶された一致判定値ＪＡ以下と判定されたときの圧迫圧力値ＰＣを生体の最低血圧値ＤＢＰとし決定する。

カフサイズ効果判定部９８は、クロストーク算出部８６において算出された渉率r₀が予め設定された規定値例えば０．８以上であれば、血管の圧平が不十分であるので、カフの圧迫が不十分なショートカフ効果の発生を判定して、表示装置７８にその旨のメッセージを表示させるか、或いは血圧測定値の表示を停止させる。また、脈波伝播時間ＰＷＴ算出部９０により算出された上流側膨張袋２２から中間膨張袋２４までの脈波伝播時間ｔ１２、中間膨張袋２４から下流側膨張袋２６までの脈波伝播時間ｔ２３、或いは、上流側膨張袋２２から下流側膨張袋２６までの脈波伝播時間ｔ１３に基づいて、ラージカフ効果によって測定値が低くなり、血圧値の測定精度が得られない状態であるか否かを判定する。カフサイズ効果判定部９８は、たとえば上記脈波伝播時間ｔ１３が予め記憶された判定値ｊｔ以上であるか否かを判定し、その判定が肯定された場合は、ラージカフ効果によって血圧値測定値が低下した状態であるので、表示装置７８にその旨のメッセージを表示させるか、或いは血圧測定値の表示を停止させる。

図１２は、上記電子制御装置７０の制御作動の要部を説明するフローチャートである。図示しない電源スイッチが投入されると、図１０の時間ｔ０に示す初期状態とされる。この状態では、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３および急速排気弁５２は常開弁であるため開状態（非作動状態）とされ、排気制御弁５４は常閉弁であるため閉状態（非作動状態）とされ、また、空気ポンプ５０は非作動状態とされている。

次いで、図示しない起動操作装置が操作されて自動血圧測定装置１４の測定動作が開始されると、先ず、前記カフ圧制御部８２に対応する図１２のステップ（以下、「ステップ」を省略する）Ｓ１においては、圧迫帯１２の圧迫圧力値が昇圧される。具体的には、図１０に示すように、急速排気弁５２が閉状態とされるとともに、空気ポンプ５０が作動状態とされてその空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により主配管５６内およびそれに連通された上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６内の圧力が急速に高められる。そして、圧迫帯１２による上腕１０の圧迫が開始される。

上記Ｓ１に次いで、前記カフ圧制御部８２に対応するＳ２においては、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧信号ＰＫ２に基づいて、その圧迫圧力値ＰＣ２が生体の最高血圧値よりも高くなるように予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭ（たとえば１８０ｍｍＨｇ）以上であるか否かが判定される。図１０の時間ｔ１より前の時点では、上記Ｓ２の判定が否定されて図１２のＳ１以下が繰り返し実行される。しかし、図１０の時間ｔ１時点に至ると、上記Ｓ２の判定が肯定される。

上記のようにＳ２の判定が肯定されると、前記カフ圧制御部８２に対応するＳ３において、空気ポンプ５０の作動が停止される。そして、昇圧させた上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣ１、ＰＣ２およびＰＣ３が例えば３〜５ｍｍＨｇ／ｓｅｃに予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に降圧するように排気制御弁５４が作動させられ、徐速排気が開始される。このとき、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣの降圧量がたとえば５〜１０ｍｍＨｇの範囲内の所定量となるように排気制御弁５４が制御され、その所定量の除速降圧毎に上記圧迫圧力値ＰＣがそれぞれ所定時間保持されるように第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３が作動させられる。上記圧迫圧力値ＰＣを保持する場合には第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３がそれぞれ閉状態とされる。図１０の時間ｔ３は上記徐速排気の開始時点であり、また時間ｔ３〜ｔ４の間は上記圧迫圧力値ＰＣがそれぞれ所定時間保持されている時間である。

Ｓ３に次いで、前記脈波採取部８４に対応するＳ４では、圧迫圧力値ＰＣ１、ＰＣ２およびＰＣ３がそれぞれ所定時間保持される間に、第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２および第３圧力センサＴ３からの出力信号に対して数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理がそれぞれ為されることにより膨張袋２２、２４および２６からの脈波成分を示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３が抽出されるとともに、第２圧力センサＴ２からの出力信号に対してローパスフィルタ処理が為されることによりＡＣ成分が除去された中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧信号ＰＫ２が抽出され、それらが互いに関連付けられて脈波発生時刻と共にＲＡＭ７４に逐次記憶される。図６（ａ）、図７（ａ）、図８、図９は、上記抽出されて記憶される脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３を例示する図である。

また、上記Ｓ４では、上記脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３の圧振幅と、それらの脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３が、そのときのカフ圧信号ＰＫ２とに基づいて、例えば図１３に示すような脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線（エンベロープ）が作成されて記憶され、必要に応じて表示装置７８に表示される。なお、図１３のエンベロープにおいて、各測定点間の値は例えば曲線補完により求められる。図１３では、上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１を用いて作成された上流側エンベロープＥｐ、中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２を用いて作成された中間エンベロープＥｍ、下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３を用いて作成された下流側エンベロープＥｄが実線にて示され、収縮期付近のストローク分が補正された補正後のエンベロープが破線にて示されている。

次いで、前記クロストーク算出部８６に対応するＳ５では、上流側膨張袋２２に一定の圧パルスを付与したときに中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６からそれぞれ検出された脈波信号ＳＭ２およびＳＭ３の圧振幅から、クロストーク値である中間膨張袋２４の干渉率ｒ_０（１２）および下流側膨張袋２６の干渉率ｒ_０（１３）が、圧迫圧力毎に逐次算出される。すなわち、脈波信号ＳＭ２が表わす脈波を補正して干渉を受ける前の脈波を得るために、上記干渉率ｒ_０が予め記憶された（１）式からΔＰ１およびΔＰ２に基づいて算出される。

次いで、前記カフ圧制御部８２に対応するＳ６では、上記圧迫圧力値ＰＣがそれぞれ所定時間保持される間に、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧信号ＰＫ２に基づいて上記圧迫圧力値ＰＣが予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥ（たとえば３０ｍｍＨｇ）以下であるか否かが判定される。図１０の時間ｔ１１より前の時点では、上記Ｓ５の判定が否定されて図１２のＳ３以下が繰り返し実行される。しかし、図１０の時間ｔ１１時点では、上記Ｓ５の判定が肯定される。

上記のようにＳ６の判定が肯定されると、前記カフ圧制御部８２に対応するＳ７において、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６内の圧力がそれぞれ大気圧まで排圧させられるように急速排気弁５２が作動させられる。図１０の時間ｔ１１以降はこの状態を示す。

次いで、前記脈波補正部８８に対応するＳ８では、ＲＡＭ７４に記憶された、中間膨張袋２４から検出された脈波信号ＳＭ２が表わす脈波および下流側膨張袋２６から検出された脈波信号ＳＭ３が表わす脈波が、予め記憶された（３）式から、上記クロストーク算出部８６に対応するＳ５において算出された中間膨張袋２４の干渉率ｒ_０（１２）および下流側膨張袋２６の干渉率ｒ_０（１３）に基づいて補正され、補正後の脈波がＲＡＭ７４に記憶される。

次いで、前記脈波伝播時間ＰＷＴ算出部９０に対応するＳ９では、上流側膨張袋２２から検出された脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点と中間膨張袋２４から検出された脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点との時間差すなわち脈波伝播時間ｔ１２および中間膨張袋２４から検出された脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点と下流側膨張袋２６から検出された脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点との時間差すなわち脈波伝播時間ｔ２３が、それぞれ算出する。

次いで、前記最高血圧値決定部９４に対応するＳ１０では、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６から生体に均等な圧迫圧力を加え且つその圧迫圧力を徐速降圧させる過程で、各上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６から検出される脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３のうち、中間膨張袋２４から検出された脈波信号ＳＭ２が表わす脈波であって脈波補正部８８により補正された脈波の立上り判定時の圧迫圧力値ＰＣ２または下流側膨張袋２６から検出された脈波信号ＳＭ３が表わす脈波であって脈波補正部８８により補正された脈波の立上り判定時の圧迫圧力値ＰＣ３に基づいて、生体の最高血圧値ＳＢＰが算出される。たとえば、上記の圧迫圧力値ＰＣ２および圧迫圧力値ＰＣ３のうちの高い方の圧迫圧力値ＰＣが、前記生体の最高血圧値ＳＢＰとして決定される。

次いで、前記最低血圧値決定部９６に対応するＳ１１では、圧迫帯１２の徐速降圧過程において上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６から検出される脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３のうち、中間膨張袋２４から検出された脈波信号ＳＭ２が表わす脈波であって脈波補正部８８により補正された脈波と、下流側膨張袋２６から検出された脈波信号ＳＭ３が表わす脈波であって脈波補正部８８により補正された脈波との間で減衰が無くなったことことに基づいて生体の最低血圧値ＤＢＰが算出される。たとえば、中間膨張袋２４に発生する脈波の大きさＡ２４と下流側膨張袋２６に発生する脈波の大きさＡ２６との差ΔＡが、予め記憶された一致判定値ＪＡ以下と判定されたときの圧迫圧力値ＰＣが生体の最低血圧値ＤＢＰとし決定される。

次いで、前記カフサイズ効果判定部９８に対応するＳ１２では、クロストーク算出部８６に対応するＳ５において算出された干渉率ｒ_０（１２）、干渉率ｒ_０（１３）が０．８程度に予め設定された規定値以上であれば血管の圧平が不十分であるので、カフの圧迫が不十分なショートカフ効果の発生が判定される。その判定が肯定されれば、その旨のメッセージを出力するか、血圧測定値の表示を停止させる。また、脈波伝播時間ＰＷＴ算出部９０に対応するＳ９により算出された上流側膨張袋２２から中間膨張袋２４までの脈波伝播時間ｔ１２、中間膨張袋２４から下流側膨張袋２６までの脈波伝播時間ｔ２３、或いは、上流側膨張袋２２から下流側膨張袋２６までの脈波伝播時間ｔ１３に基づいて、ラージカフ効果によって測定値が低くなり、血圧値の測定精度が得られない状態であるか否かが判定される。たとえば上記脈波伝播時間ｔ１３が予め記憶された判定値ｊｔ以上であるか否かが判定され、その判定が肯定された場合は、ラージカフ効果によって血圧値測定値が低下した状態であるので、表示装置７８にその旨のメッセージが表示させられるか、或いは血圧測定値の表示が停止させられる。次いで、Ｓ１３では、Ｓ１０およびＳ１１において算出された最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰが血圧表示装置７８に表示される。

上述のように、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、圧迫帯１２において相互に隣接して設けられた上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６に発生する脈波のうち、その中間膨張袋２４または下流側膨張袋２６に発生する脈波の立上り判定時の生体の上腕（被圧迫部位）１０に対する圧迫圧力値ＰＣに基づいて生体の最高血圧値ＳＢＰが決定される。圧迫帯１２の相互に隣接して設けられた独立した気室から成る上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６から上腕１０へ圧迫されることから、圧迫帯１２の中心部と端部との間の圧迫圧力差が小さくされること、また、独立した気室から成る上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６は圧迫帯１２の幅方向において柔軟性が高いことなどから、圧迫帯１２の圧迫状態による血液の流れや脈波の伝播状態に対する影響が小さくなるので、圧迫帯１２の幅寸法による影響を大幅に少なくでき、正確な最高血圧値ＳＢＰが得られる。

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、前記立上り判定は、前記中間膨張袋２４または下流側膨張袋２６に発生する脈波が予め設定された立上り判定値Ｊ２またはＪ３を超えたことに基づいて判定されるので，高精度の最高血圧測定値ＳＢＰが得られるように上記立上り判定値Ｊ２またはＪ３を予め設定することにより、圧迫帯１２の幅寸法による影響を大幅に少なくでき、正確な最高血圧値ＳＢＰが得られる。

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、中間膨張袋２４または下流側膨張袋２６に発生する脈波は、中間膨張袋２４または下流側膨張袋２６の上流側に隣接する膨張袋から伝播される圧力変動を表わす予め求められたクロストーク値に基づいて、そのクロストークを除去するように補正されたものであることから、中間膨張袋２４または下流側膨張袋２６の上流側に隣接する膨張袋からのクロストークの影響の少ない脈波が得られるので、圧迫帯１２の幅寸法による影響を大幅に少なくした、一層正確な最高血圧値ＳＢＰが得られる。

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、最高血圧値ＳＢＰは、中間膨張袋２４に発生する脈波の立上り判定時に対応するカフ圧および前記下流側膨張袋２６に発生する脈波の立上り判定時に対応するカフ圧とのうち、いずれかの大きい方のカフ圧に基づいて決定されるので、圧迫帯１２の幅寸法による影響を大幅に少なくした、一層正確な最高血圧値ＳＢＰが得られる。

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、中間膨張袋２４に発生する脈波の大きさと下流側膨張袋２６に発生する脈波の大きさとの差が、予め設定された一致判定値ＪＡ以下と判定されたときの上腕（被圧迫部位）１０に対応する圧迫圧力値に基づいて前記生体の最低血圧値ＤＢＰが決定されることから、動脈１６内の血流に関して圧迫帯１２直下のインピーダンスと圧迫帯１２下流側のインピーダンスとの整合がとれた状態が判定され、このような状態では、圧迫帯１２直下の脈波伝播速度と圧迫帯１２下流域の脈波伝播速度とが同等となり、直接法で観測される圧脈波のボトム圧（下ピーク圧）が圧迫帯による圧迫圧力により制限されなくなった時点の圧迫圧力が最低血圧値ＤＢＰとして決定されるので、高精度の最低血圧値ＤＢＰが得られる。

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、上記最低血圧値ＤＢＰの決定に際して用いられる、上記中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６に発生する脈波は、それら中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６の上流側にそれぞれ隣接する膨張袋から伝播される圧力変動を表わす予め求められたクロストーク値に基づいてそれぞれ補正されたものであることから、クロストークが除去された脈波が用いられるので、一層高精度の最低血圧値ＤＢＰが得られる。

以上、本発明の一実施例を図面を参照して詳細に説明したが、本発明はこの実施例に限定されるものではなく、別の態様でも実施され得る。

例えば、前述の実施例の最高血圧決定部９４において、最高血圧値ＳＢＰは、中間膨張袋２４に発生する脈波の立上り判定時に対応するカフ圧および前記下流側膨張袋２６に発生する脈波の立上り判定時に対応するカフ圧とのうち、いずれかの大きい方のカフ圧に基づいて決定されていたが、当初から中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６の一方に発生する脈波の立ち上がりに基づいて最高血圧値ＳＢＰが決定されてもよい。

また、前述の実施例のクロストーク算出部８６に対応するＳ５は、自動血圧測定ルーチン内において、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６からそれぞれ検出された脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３の圧振幅から、中間膨張袋２４の干渉率ｒ_０（１２）および下流側膨張袋２６の干渉率ｒ_０（１３）を、所定間隔の圧迫圧力毎に逐次算出していたが、圧迫圧力に拘わらず一定の値が用いられてもよい。

また、前述の昇圧目標圧力値ＰＣＭおよび測定終了圧力値ＰＣＥは必ずしも予め設定されなくてもよい。例えば、自動血圧測定装置１４の電源スイッチが投入されてからオペレータにより入力された前回測定の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰに基づいて、上記入力された最高血圧値ＳＢＰに所定値（例えば３０ｍｍＨｇ）を足した値に昇圧目標圧力値ＰＣＭを設定し、上記入力された最低血圧値ＤＢＰに所定値（例えば３０ｍｍＨｇ）を引いた値に測定終了圧力値ＰＣＥを設定してもよい。または、カフ圧制御手段８２による急速昇圧時（図１０の時間ｔ１〜ｔ２の間）に例えば中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２を抽出してエンベロープを作成し、そのエンベロープに基づいてよく知られたオシロメトリックアルゴリズムに従って生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを予測し、昇圧目標圧力値ＰＣＭがその予測された最高血圧値ＳＢＰに所定値（例えば２０ｍｍＨｇ）を足した値となるように設定し、測定終了圧力値ＰＣＥが上記予測された最低血圧値ＤＢＰに所定値（例えば２０ｍｍＨｇ）を引いた値となるように設定してもよい。

また、カフ圧制御手段８２による徐速降圧過程において上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣが所定時間保持される間において、それら上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４および下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２およびＳＭ３が複数拍採取され、それら複数迫分の脈波信号ＳＭの平均値に基づいて最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰが決定されてもよい。この場合には、より精度の高い血圧値が得られる。

また、血圧測定時においては、昇圧目標圧力値ＰＣＭまで昇圧した後、必ずしも圧迫圧力値ＰＣを予め設定された徐速降圧速度でステップ的に降圧する必要はない。すなわち、圧迫圧力値ＰＣは連続的に降圧させられてもよい。また、血圧値測定付近だけ除速降圧とし、他の区間は急速降圧として測定時間を短くしてもよい。

また、前述の実施例では、圧迫帯１２の圧迫圧力が降圧させられる過程で血圧値を決定する降圧測定が実施されていたが、これに限らず、圧迫帯１２の圧迫圧力が昇圧させられる過程で血圧値を決定する昇圧測定が実施されても良い。このような昇圧測定においても前述の最高血圧値決定アルゴリズムおよび最低血圧値決定アルゴリズムを用いることができ、同様の効果を得ることができる。

また、圧迫帯１２が備える膨張袋は３つに限らず、４つ以上であってもよい。

なお、上述したのはあくまでも一実施形態であり、その他一々例示はしないが、本発明は、その主旨を逸脱しない範囲で当業者の知識に基づいて種々変更、改良を加えた態様で実施することができる。

１０：上腕（生体の被圧迫部位）
１２：圧迫帯
１４：自動血圧測定装置
１６：動脈
２２：上流側膨張袋
２４：中間膨張袋
２６：下流側膨張袋
ＤＢＰ：最低血圧値
ＰＷＴ：脈波伝播時間
ＳＢＰ：最高血圧値
ＳＭ１、ＳＭ２、ＳＭ３：脈波信号（脈波）

Claims

生体の被圧迫部位の動脈の方向に所定の間隔を隔てるように位置する可撓性シート材から成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に隣接して配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する中間膨張袋とを有する圧迫帯を備え、該圧迫帯が巻き付けられた前記生体の被圧迫部位内の動脈から発生する脈波に基づいて該生体の血圧値を測定する自動血圧測定装置であって、
前記互いに隣接する上流側膨張袋、中間膨張袋、下流側膨張袋から前記生体の被圧迫部位内の動脈に対して圧迫圧力を均等な圧力分布で加え、該圧迫圧力を変化させる過程で、該上流側膨張袋、中間膨張袋および下流側膨張袋に発生する脈波のうち、該中間膨張袋または下流側膨張袋に発生する脈波の立上り判定時に対応する前記被圧迫部位に対する圧迫圧力値に基づいて前記生体の最高血圧値を決定することを特徴とする自動血圧測定装置。
前記立上り判定は、前記中間膨張袋または下流側膨張袋に発生する脈波が予め設定された立上り判定値を超えたことに基づいて判定されるものである請求項１の自動血圧測定装置。
前記中間膨張袋または下流側膨張袋に発生する脈波から、中間膨張袋または下流側膨張袋の上流側に隣接する膨張袋から伝播される圧力変動を表わす干渉率を求め、該干渉率が予め設定された値以内である場合に適正なカフサイズであるという判断を行い血圧判定を行うものである請求項１または２の自動血圧測定装置。
前記中間膨張袋または下流側膨張袋に発生する脈波は、中間膨張袋または下流側膨張袋の上流側に隣接する膨張袋から伝播される圧力変動を表わす予め求められたクロストーク値に基づいて補正されたものである請求項１乃至３のいずれか１の自動血圧測定装置。
前記最高血圧値は、前記中間膨張袋に発生する脈波の立上り判定時に対応するカフ圧および前記下流側膨張袋に発生する脈波の立上り判定時に対応するカフ圧のうち、いずれかの大きい方のカフ圧に基づいて決定されることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１の自動血圧測定装置。
前記中間膨張袋に発生する脈波の大きさと前記下流側膨張袋に発生する脈波の大きさとの差が、予め設定された一致判定値以下となることに基づいて前記生体の最低血圧値を決定することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１の自動血圧測定装置。
前記中間膨張袋および下流側膨張袋に発生する脈波は、該中間膨張袋および下流側膨張袋の上流側にそれぞれ隣接する膨張袋から伝播される圧力変動を表わす予め求められたクロストーク値に基づいてそれぞれ補正されたものである請求項６の自動血圧測定装置。