JP2021177834A - 自動血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】マイクロフォン等の音響センサを用いずに、圧迫帯の圧力情報により、聴診法の基準となるコロトコフ音の発生及び消滅に対応した血圧値を正確に決定することができる自動血圧測定装置を提供する。【解決手段】圧迫帯１２は、幅方向に連ねられて上腕１０を各々圧迫する独立した気室を形成する複数の膨張袋２２，２４，２６を有する。自動血圧測定装置１４は、複数の膨張袋２２，２４，２６のうち上腕１０内の動脈１６の最下流側に位置する下流側膨張袋２６からの脈波を表す下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分を帯域脈波信号波ＢＷ３ａとして抽出するフィルタ処理部９６と、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ１未満の状態から判定振幅値γ_ｊｄｇ１以上の状態となる変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰを決定する血圧値決定部９８と、を備える。【選択図】図１

Description

本発明は、腕、足首のような生体の肢体である被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備えた自動血圧測定装置に関し、特にその圧迫帯から得られる脈波信号に基づいて生体の血圧値を自動的に測定する技術に関する。

現在、血圧測定方法として、コロトコフ音を用いた測定方法である聴診法が標準となっている。聴診法では、生体の被圧迫部位に圧迫帯が巻き付けられ、その圧迫帯の圧迫圧力値が変化させられる過程で、被圧迫部位よりも動脈の下流側、例えば２〜３ｃｍ下流側に聴診器があてられてコロトコフ音が聞き取られる。例えば、圧迫圧力値が徐速降圧させられる過程において、コロトコフ音の発生時が最高血圧であり、コロトコフ音の消滅時が最低血圧である。

コロトコフ音を圧迫帯内に設けられたマイクロフォン（高周波圧力センサ）を用いて検知することに基づいて生体の血圧値を測定する自動血圧測定装置が知られている。例えば、特許文献１に記載のものがそれである。

国際公開第２０１６／１６６５５４号

特許文献１に記載の自動血圧測定装置では、マイクロフォンによるコロトコフ音の検知であるため、コロトコフ音を聴診器により音として判別していることと同義である。しかし、測定環境は必ずしも静粛な環境とは限らないため、マイクロフォンによる検知ではコロトコフ音が正確に測定されず、血圧値（最高血圧値、最低血圧値）が正しく測定されないおそれがあった。

本発明の目的とするところは、マイクロフォン等の音響センサを用いずに、圧迫帯の圧力情報により、聴診法の基準となるコロトコフ音の発生及び消滅に対応した血圧値を正確に決定することができ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、生体の被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、前記圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程で前記圧迫帯内の圧力振動である脈波を逐次抽出し、前記脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を測定する自動血圧測定装置において、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を形成する複数の膨張袋を有する前記圧迫帯からの脈波信号を研究するうちに、以下の事実を発見した。すなわち、複数の膨張袋のうち被圧迫部位内の動脈の最下流側に位置する膨張袋からの脈波を表す脈波信号から所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波を抽出すると、その脈波信号波がコロトコフ音の発生及び消滅に対応した変化を示すことを見い出した。本発明は係る知見に基づいて為されたものである。

第１発明の要旨とするところは、生体の被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、前記圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程で前記圧迫帯内の圧力振動である脈波を逐次抽出し、前記脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を測定する自動血圧測定装置であって、（ａ）前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を形成する複数の膨張袋を有するものであり、（ｂ）前記複数の膨張袋のうち前記被圧迫部位内の動脈の最下流側に位置する膨張袋からの前記脈波を表す脈波信号から所定の特定周波数帯域の脈波信号波を抽出するフィルタ処理部と、前記所定の特定周波数帯域の脈波信号波の変化に基づいて前記生体の最高血圧値及び最低血圧値の少なくとも一方を決定する血圧値決定部と、を備えることにある。

第２発明の要旨とするところは、第１発明において、（ａ）前記所定の特定周波数帯域は、所定の第１特定周波数帯域であり、（ｂ）前記血圧値決定部は、前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波における振れの大きさが所定の第１判定値未満の状態から前記所定の第１判定値以上の状態となる変化に基づいて前記最高血圧値を決定することにある。

第３発明の要旨とするところは、第１発明において、（ａ）前記所定の特定周波数帯域は、所定の第１特定周波数帯域であり、（ｂ）前記血圧値決定部は、前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波における振れの大きさが所定の第２判定値以上の状態から前記所定の第２判定値未満の状態となる変化に基づいて前記最低血圧値を決定することにある。

第４発明の要旨とするところは、第１発明において、（ａ）前記所定の特定周波数帯域は、所定の第１特定周波数帯域であり、（ｂ）前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波において、振れの最大値と基準値との差である最大側振れ値及び前記基準値と振れの最小値との差である最小側振れ値の間における不均衡の程度を表す不均衡度合が所定の度合未満の状態から前記所定の度合以上の状態となる変化に基づいて、前記血圧値決定部は前記最低血圧値を決定することにある。

第５発明の要旨とするところは、第２発明乃至第４発明のいずれか１の発明において、前記所定の第１特定周波数帯域は、１０〜４０Ｈｚの帯域であることにある。

第６発明の要旨とするところは、第１発明において、（ａ）前記所定の特定周波数帯域は、所定の第２特定周波数帯域であり、（ｂ）前記フィルタ処理部は、前記所定の第２特定周波数帯域の帯域脈波信号波から前記所定の第２特定周波数帯域よりも低い所定の低周波数脈波信号波を抽出し、（ｃ）前記血圧値決定部は、前記所定の低周波数脈波信号波における振れの大きさが所定の第３判定値以上の状態から前記所定の第３判定値未満の状態となる変化に基づいて前記最低血圧値を決定することにある。

第７発明の要旨とするところは、第６発明において、（ａ）前記所定の第２特定周波数帯域は、４０〜７０Ｈｚの帯域であり、（ｂ）前記所定の低周波数脈波信号波は、１Ｈｚ以下の信号成分であることにある。

第８発明の要旨とするところは、第１発明において、（ａ）前記フィルタ処理部は、前記脈波信号から前記所定の特定周波数帯域として所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波を抽出し、（ｂ）前記フィルタ処理部は、前記脈波信号から前記所定の特定周波数帯域として前記所定の第１特定周波数帯域とは異なる所定の第２特定周波数帯域の脈波信号波を抽出し、（ｃ）前記血圧値決定部は、前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波及び前記所定の第２特定周波数帯域の脈波信号波の両方の変化に基づいて前記生体の最高血圧値及び最低血圧値の少なくとも一方を決定することにある。

第９発明の要旨とするところは、第８発明において、（ａ）前記所定の第１特定周波数帯域は、１０〜４０Ｈｚの帯域であり、（ｂ）前記所定の第２特定周波数帯域は、４０〜７０Ｈｚの帯域であることにある。

第１発明の自動血圧測定装置によれば、（ａ）前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を形成する複数の膨張袋を有するものであり、（ｂ）前記複数の膨張袋のうち前記被圧迫部位内の動脈の最下流側に位置する膨張袋からの前記脈波を表す脈波信号から所定の特定周波数帯域の脈波信号波を抽出するフィルタ処理部と、前記所定の特定周波数帯域の脈波信号波の変化に基づいて前記生体の最高血圧値及び最低血圧値の少なくとも一方を決定する血圧値決定部と、が備えられる。複数の膨張袋のうち被圧迫部位内の動脈の最下流側に位置する膨張袋からの前記脈波を表す脈波信号から所定の特定周波数帯域の脈波信号波が抽出されると、その脈波信号波がコロトコフ音の発生及び消滅に対応した変化を示す。これにより、コロトコフ音の発生時や消滅時に対応した所定の特定周波数帯域の脈波信号波の変化に基づいて生体の最高血圧値及び最低血圧値の少なくとも一方を正確に決定することができる。

第２発明の自動血圧測定装置によれば、第１発明において、（ａ）前記所定の特定周波数帯域は、所定の第１特定周波数帯域であり、（ｂ）前記血圧値決定部は、前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波における振れの大きさが所定の第１判定値未満の状態から前記所定の第１判定値以上の状態となる変化に基づいて前記最高血圧値を決定する。コロトコフ音の発生時には、所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波における振れの大きさが所定の第１判定値未満の状態から前記所定の第１判定値以上の状態となる変化が表れるため、この変化に基づいて生体の最高血圧値を正確に決定することができる。

第３発明の自動血圧測定装置によれば、第１発明において、（ａ）前記所定の特定周波数帯域は、所定の第１特定周波数帯域であり、（ｂ）前記血圧値決定部は、前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波における振れの大きさが所定の第２判定値以上の状態から前記所定の第２判定値未満の状態となる変化に基づいて前記最低血圧値を決定する。コロトコフ音の消滅時には、所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波における振れの大きさが所定の第２判定値以上の状態から前記所定の第２判定値未満の状態となる変化が表れるため、この変化に基づいて生体の最低血圧値を正確に決定することができる。

第４発明の自動血圧測定装置によれば、第１発明において、（ａ）前記所定の特定周波数帯域は、所定の第１特定周波数帯域であり、（ｂ）前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波において、振れの最大値と基準値との差である最大側振れ値及び前記基準値と振れの最小値との差である最小側振れ値の間における不均衡の程度を表す不均衡度合が所定の度合未満の状態から前記所定の度合以上の状態となる変化に基づいて、前記血圧値決定部は前記最低血圧値を決定する。コロトコフ音の消滅時に、所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波における最大側振れ値と最小側振れ値とが不均衡となる変化が表れる場合があるため、この変化に基づいて生体の最低血圧値を正確に決定することができる。

第５発明の自動血圧測定装置によれば、第２発明乃至第４発明のいずれか１の発明において、前記所定の第１特定周波数帯域は、１０〜４０Ｈｚの帯域である。このように、最下流側に位置する膨張袋からの脈波を表す脈波信号から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域の脈波信号波が抽出されることで、その脈波信号波の変化に基づいて生体の最高血圧値及び最低血圧値の少なくとも一方を正確に決定することができる。

第６発明の自動血圧測定装置によれば、第１発明において、第１発明において、（ａ）前記所定の特定周波数帯域は、所定の第２特定周波数帯域であり、（ｂ）前記フィルタ処理部は、前記所定の第２特定周波数帯域の帯域脈波信号波から前記所定の第２特定周波数帯域よりも低い所定の低周波数脈波信号波を抽出し、（ｃ）前記血圧値決定部は、前記所定の低周波数脈波信号波における振れの大きさが所定の第３判定値以上の状態から前記所定の第３判定値未満の状態となる変化に基づいて前記最低血圧値を決定する。コロトコフ音の消滅時に、所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波における最大側振れ値及び最小側振れ値が不均衡となる場合がある。そのような場合、所定の第１特定周波数帯域とは異なる所定の第２特定周波数帯域の脈波信号波からその所定の第２特定周波数帯域よりも低い所定の低周波数脈波信号波が抽出されると、前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波の基準値に比べて、その所定の低周波数脈波信号波の基準値の方が振れの最大値と振れの最小値との中間値（真ん中の値）に近づく。そのため、所定の低周波数脈波信号波における振れの大きさが所定の第３判定値以上の状態から所定の第３判定値未満の状態となる変化を判定することによって、前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波における最大側振れ値及び最小側振れ値が不均衡となる場合に対応する変化が検出されて生体の最低血圧値を正確に決定することができる。

第７発明の自動血圧測定装置によれば、第６発明において、（ａ）前記所定の第２特定周波数帯域は、４０〜７０Ｈｚの帯域であり、（ｂ）前記所定の低周波数脈波信号波は、１Ｈｚ以下の信号成分である。このように、最下流側に位置する膨張袋からの脈波を表す脈波信号から４０〜７０Ｈｚの周波数帯域の脈波信号波が抽出され、その抽出された脈波信号波から１Ｈｚ以下の低周波数脈波信号波が抽出されることで、その低周波数脈波信号波の変化に基づいて生体の最低血圧値を正確に決定することができる。

第８発明の自動血圧測定装置によれば、第１発明において、（ａ）前記フィルタ処理部は、前記脈波信号から前記所定の特定周波数帯域として所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波を抽出し、（ｂ）前記フィルタ処理部は、前記脈波信号から前記所定の特定周波数帯域として前記所定の第１特定周波数帯域とは異なる所定の第２特定周波数帯域の脈波信号波を抽出し、（ｃ）前記血圧値決定部は、前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波及び前記所定の第２特定周波数帯域の脈波信号波の両方の変化に基づいて前記生体の最高血圧値及び最低血圧値の少なくとも一方を決定する。このように、最下流側に位置する膨張袋からの脈波を表す脈波信号から複数の周波数帯域の脈波信号波が抽出され、その抽出された複数の脈波信号波の両方の変化に基づいて、生体の最高血圧値及び最低血圧値の少なくとも一方が決定される。そのため、単数の脈波信号波の変化に基づく場合に比較して、生体の最高血圧値及び最低血圧値をより正確に決定することができる。

第９発明の自動血圧測定装置によれば、第８発明において、（ａ）前記所定の第１特定周波数帯域は、１０〜４０Ｈｚの帯域であり、（ｂ）前記所定の第２特定周波数帯域は、４０〜７０Ｈｚの帯域である。このように、最下流側に位置する膨張袋からの脈波を表す脈波信号から、１０〜４０Ｈｚの周波数帯域の脈波信号波と４０〜７０Ｈｚの周波数帯域の脈波信号波とが抽出されることで、その脈波信号波の両方の変化に基づいて生体の最高血圧値及び最低血圧値の少なくとも一方を正確に決定することができる。

本発明の実施例１に係る自動血圧測定装置の概略構成図であるとともに、自動血圧測定装置が備える電子制御装置の制御機能の要部を説明するための機能ブロック図である。 図１の圧迫帯の外周面を示す図であって、外周面の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、及び下流側膨張袋を示す平面図である。 図３に示すIV−IV視断面図である。 図１に示すカフ圧制御部により複数の膨張袋の圧迫圧力値が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を表す脈波信号から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が抽出された帯域脈波信号波の測定結果をそれぞれ示す図である。 図５に示す矢印VIの期間における複数の膨張袋からの脈波を表す脈波信号から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が抽出された帯域脈波信号波の測定結果をそれぞれ示す図である。 図１に示す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例である。 本発明の実施例２に係る自動血圧測定装置において、実施例１に係る図５に示す矢印VIIIの期間における下流側膨張袋からの脈波を表す脈波信号から種々の周波数成分が抽出された脈波信号波の測定結果をそれぞれ示す図である。 本発明の実施例２に係る自動血圧測定装置が備える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例である。 本発明の実施例３に係る自動血圧測定装置が備える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例である。

以下、本発明の各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、各部の寸法比及び形状等は必ずしも正確に描かれていない。また、血圧の測定では、単位として水銀柱ミリメートル［ｍｍＨｇ］が広く使用されているため、本明細書でも水銀柱ミリメートルを使用する。なお、１［ｍｍＨｇ］は、約１３３．３（＝１０１，３２５／７６０）［Ｐａ］である。

図１は、本発明の実施例１に係る自動血圧測定装置１４の概略構成図であるとともに、自動血圧測定装置１４が備える電子制御装置９０の制御機能の要部を説明するための機能ブロック図である。図１において括弧内に記された符号は、後述する実施例２，３についてのものである。自動血圧測定装置１４は、被圧迫部位である生体の肢体、例えば上腕１０に巻き付けられる上腕用の圧迫帯（カフ）１２を備える。図１に示す自動血圧測定装置１４は、上腕１０に圧迫帯１２が巻き付けられた状態を示している。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［ｍｍＨｇ］及び最低血圧値ＤＢＰ［ｍｍＨｇ］を測定するものである。

図２は、図１の圧迫帯１２の外周面を示す図であって、外周面の一部を切り欠いた図である。圧迫帯１２は、ＰＶＣ（ポリ塩化ビニル）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不織布２０ａ及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、例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，及び下流側膨張袋２６と、を備える。圧迫帯１２は、外周側不織布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に着脱可能に構成されている。

圧迫帯１２が上腕１０に装着された状態においては、下流側膨張袋２６が上流側膨張袋２２及び中間膨張袋２４よりも上腕１０内の動脈１６の下流側に位置し、上流側膨張袋２２が下流側膨張袋２６及び中間膨張袋２４よりも動脈１６の上流側に位置し、中間膨張袋２４が下流側膨張袋２６と上流側膨張袋２２との間に位置している。下流側膨張袋２６は、上流側膨張袋２２，中間膨張袋２４，及び下流側膨張袋２６のうち被圧迫部位である上腕１０内の動脈１６の最も下流側すなわち最下流側に位置する膨張袋である。上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６は、圧迫帯１２の幅方向に連ねられて上腕１０を各々圧迫する独立した気室をそれぞれ形成するとともに、管接続用コネクタ３２，３４，３６をそれぞれの外周面側に備える。それら管接続用コネクタ３２，３４，３６は、外周側不織布２０ａを通して圧迫帯１２の外周面に露出している。なお、上流側膨張袋２２，中間膨張袋２４，及び下流側膨張袋２６は、本発明における「複数の膨張袋」に相当し、下流側膨張袋２６は、本発明における「最下流側に位置する膨張袋」に相当する。

図３は、図２の圧迫帯１２内に備えられた上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６を示す平面図であり、図４は、図３に示すIV−IV視断面図である。上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋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及び下流側膨張袋２６は、中間膨張袋２４の幅方向の両側に隣接した状態で配置されている。中間膨張袋２４は、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋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及び下流側膨張袋２６は上腕１０の長手方向に所定間隔を隔てて位置させられ、中間膨張袋２４は上腕１０の長手方向において連なるように上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６の間に配置させられる。

中間膨張袋２４は、所謂マチ構造の側縁部をその幅方向の両側に備える。すなわち、中間膨張袋２４における幅方向の両端部２４ａ，２４ｂ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がそれぞれ形成されている。上流側膨張袋２２における中間膨張袋２４に隣接する側である隣接側端部２２ａが一方の折込溝２４ｆ内に差し入れられて配置されるようになっている。下流側膨張袋２６における中間膨張袋２４に隣接する側である隣接側端部２６ａが他方の折込溝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，２４ｂと、上流側膨張袋２２の隣接側端部２２ａ及び下流側膨張袋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。そのため、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６が等圧で上腕１０を圧迫した場合に、それらの境界付近においても均等な圧力分布が得られる。

上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６は、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及び端部２６ｂにそれぞれ備える。すなわち、上流側膨張袋２２の端部２２ｂ及び下流側膨張袋２６の端部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及び折込溝２６ｆがそれぞれ形成されている。折込溝２２ｆ及び折込溝２６ｆを構成するシートは、圧迫帯１２の幅方向に飛び出ないように、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋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。上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６における端部２２ｂ及び端部２６ｂにおいても、上腕１０の動脈１６に対する圧迫圧力が上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６における他の部分と同様に得られる。これにより、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。

上流側膨張袋２２の隣接側端部２２ａ及び下流側膨張袋２６の隣接側端部２６ａと、それが差し入れられている一対の折込溝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異方性部材４２がそれぞれ介在させられている。異方性部材４２は、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６と中間膨張袋２４との重なり寸法同様の長さ寸法を備える。本実施例では、図３、図４に示すように、上流側膨張袋２２の隣接側端部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外周側の隙間、及び、下流側膨張袋２６の隣接側端部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外周側の隙間に、異方性部材４２がそれぞれ介在させられているが、内周側の隙間にも介在させられても良い。

異方性部材４２は、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、圧迫帯１２の長手方向に連ねて配列されるとともに、それら複数本の可撓性中空管４４が型成形若しくは接着により直接に又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。異方性部材４２は、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６の隣接側端部２２ａ，２６ａの外周側の複数箇所に設けられた掛止シート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では、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、及び排気制御弁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６０、中間膨張袋２４に接続された第２分岐管６２、及び下流側膨張袋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。第１分岐管６０には、空気ポンプ５０と上流側膨張袋２２との間を開閉するための第１開閉弁６０ｖが設けられている。第２分岐管６２には、空気ポンプ５０と中間膨張袋２４との間を開閉するための第２開閉弁６２ｖが設けられている。第３分岐管６４には、空気ポンプ５０と下流側膨張袋２６との間を開閉するための第３開閉弁６４ｖが設けられている。主配管５６には、急速排気弁５２及び排気制御弁５４が接続されている。第１開閉弁６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、第３開閉弁６４ｖ、急速排気弁５２、及び排気制御弁５４は、例えば常時開の弁（言い換えるとノーマルオープン弁）である。主配管５６内の圧力値である圧迫圧力値ＰＣ０［ｍｍＨｇ］を検出するための主配管圧力センサ７０が主配管５６に接続されている。上流側膨張袋２２内の圧力値である圧迫圧力値ＰＣ１［ｍｍＨｇ］を検出するための第１圧力センサ７２が第１分岐管６０に接続され、中間膨張袋２４内の圧力値である圧迫圧力値ＰＣ２［ｍｍＨｇ］を検出するための第２圧力センサ７４が第２分岐管６２に接続され、下流側膨張袋２６内の圧力値である圧迫圧力値ＰＣ３［ｍｍＨｇ］を検出するための第３圧力センサ７６が第３分岐管６４に接続されている。

電子制御装置９０は、ＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、及び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。電子制御装置９０は、ＣＰＵがＲＡＭの記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭに記憶されたプログラムに従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６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、及び第３開閉弁６４ｖをそれぞれ制御する。

電子制御装置９０には、主配管圧力センサ７０、第１圧力センサ７２、第２圧力センサ７４、及び第３圧力センサ７６から、主配管５６内の圧迫圧力値ＰＣ０を示す出力信号、上流側膨張袋２２内の圧迫圧力値ＰＣ１を示す出力信号、中間膨張袋２４内の圧迫圧力値ＰＣ２を示す出力信号、及び下流側膨張袋２６内の圧迫圧力値ＰＣ３を示す出力信号がそれぞれ入力される。電子制御装置９０は、これら圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３を示す出力信号から、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋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圧力振動である脈波を示す上流側脈波信号ＳＭ１、中間脈波信号ＳＭ２、及び下流側脈波信号ＳＭ３をそれぞれ採取する。

電子制御装置９０からは、複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３がそれぞれカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣ［ｍｍＨｇ］となるように、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、排気制御弁５４、第１開閉弁６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、及び第３開閉弁６４ｖに、空気ポンプ５０を駆動制御するための制御信号Ｓｐ、急速排気弁５２を開閉制御するための制御信号Ｓｅｘ１、排気制御弁５４を開閉制御するための制御信号Ｓｅｘ２、第１開閉弁６０ｖを開閉制御するための制御信号Ｓｖ１、第２開閉弁６２ｖを開閉制御するための制御信号Ｓｖ２、及び第３開閉弁６４ｖを開閉制御するための制御信号Ｓｖ３が、それぞれ出力される。

電子制御装置９０は、下流側脈波信号ＳＭ３に基づいて生体の最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰを決定し、表示装置８２にその演算結果である測定値を表示させる。電子制御装置９０には、前述の第１圧力センサ７２、第２圧力センサ７４、及び第３圧力センサ７６からの出力信号に加え、血圧測定スタートセンサ８０からの出力信号が入力される。血圧測定スタートセンサ８０は、血圧測定開始の合図となる信号を出力するものであり、例えば図示しない起動操作装置が操作されることで上記信号を出力するようになっている。なお、下流側脈波信号ＳＭ３は、本発明における「脈波信号」に相当する。

図１に戻り、電子制御装置９０は、カフ圧制御部９２、信号値決定部９４、フィルタ処理部９６、及び血圧値決定部９８を機能的に備える。

自動血圧測定装置１４において、図示しない電源スイッチが投入されると、自動血圧測定装置１４は初期状態とされる。初期状態では、第１開閉弁６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、第３開閉弁６４ｖ、急速排気弁５２、及び排気制御弁５４は、常時開の弁であるため開状態（非作動状態）とされる。また。空気ポンプ５０は非作動状態とされる。次いで、図示しない起動操作装置が操作されると、血圧測定スタートセンサ８０から血圧測定開始の合図となる信号が出力される。

カフ圧制御部９２は、血圧測定開始の合図となる信号が血圧測定スタートセンサ８０から入力された場合に、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、排気制御弁５４、第１開閉弁６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、及び第３開閉弁６４ｖをそれぞれ制御することにより、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６による上腕１０の動脈１６への圧迫圧力値ＰＣ１、圧迫圧力値ＰＣ２、及び圧迫圧力値ＰＣ３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［ｍｍＨｇ］（例えば１８０［ｍｍＨｇ］）まで同時に急速に昇圧する。具体的には、急速排気弁５２及び排気制御弁５４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内及びそれに連通された複数の膨張袋２２，２４，２６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。以下、特に区別しない場合には、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６を「複数の膨張袋２２，２４，２６」と記す。

例えば、カフ圧制御部９２は、第１開閉弁６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、及び第３開閉弁６４ｖをいずれも開状態とするとともに、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、排気制御弁５４、第１開閉弁６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、及び第３開閉弁６４ｖを制御して主配管５６の圧迫圧力値ＰＣ０がカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣとなるように制御する。第１開閉弁６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、及び第３開閉弁６４ｖがいずれも開状態とされているため、複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３は、それぞれ主配管５６の圧迫圧力値ＰＣ０と同じ圧力値とされる。カフ圧信号ＰＫは、複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３を示すものでもある。カフ圧制御部９２がカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣが昇圧目標圧力値ＰＣＭ以上となるまで昇圧するように制御することで、複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３は、それぞれ昇圧目標圧力値ＰＣＭ以上の同じ圧力値とされる。

続いて、カフ圧制御部９２は、上記昇圧させた複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３を例えば３〜５［ｍｍＨｇ／ｓｅｃ］程度に予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に連続的に或いは段階的に徐速降圧させる。

例えば、段階的に徐速降圧させる所謂ステップ降圧の場合、カフ圧制御部９２は、第１開閉弁６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、及び第３開閉弁６４ｖをいずれも開状態とするとともに、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、排気制御弁５４、第１開閉弁６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、及び第３開閉弁６４ｖを制御して主配管５６の圧迫圧力値ＰＣ０が所定量（例えば１〜１０［ｍｍＨｇ］の範囲内）だけ減圧されたカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣとなるように制御する。これにより、複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３は、それぞれ所定量だけ減圧された同じ圧力値とされる。また、カフ圧制御部９２は、所定量（例えば１〜１０［ｍｍＨｇ］の範囲内）の段階的な降圧毎に、第１開閉弁６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、及び第３開閉弁６４ｖをいずれも所定期間Ｔ［ｓｅｃ］だけ閉状態とする。これにより、所定期間Ｔだけ第１開閉弁６０ｖ、第２開閉弁６２ｖ、及び第３開閉弁６４ｖが閉状態とされるそれぞれのステップ期間ＴＳ内において、複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３は、所定量だけ減圧されたカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣとされるとともに、複数の膨張袋２２，２４，２６はそれぞれ独立した気室を形成する。

そして、カフ圧制御部９２は、カフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣによって制御された複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３が動脈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［ｍｍＨｇ］（例えば３０［ｍｍＨｇ］）よりも小さくなったときに、急速排気弁５２を用いて複数の膨張袋２２，２４，２６内の圧力がそれぞれ大気圧となるように排圧する。

信号値決定部９４は、カフ圧制御部９２により複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３がそれぞれ徐速降圧させられる過程において、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６内の圧力振動である脈波を示す上流側脈波信号ＳＭ１、中間脈波信号ＳＭ２、及び下流側脈波信号ＳＭ３をそれぞれ逐次採取する。

上流側脈波信号ＳＭ１は、第１圧力センサ７２からの出力された上流側膨張袋２２内の圧迫圧力値ＰＣ１を示す出力信号に基づいて、脈拍周期よりも十分に短いサンプリング周期（例えば、数百マイクロ秒〜数ミリ秒程度の周期）で逐次採取されたものである。中間脈波信号ＳＭ２は、第２圧力センサ７４からの出力された中間膨張袋２４内の圧迫圧力値ＰＣ２を示す出力信号に基づいて、脈拍周期よりも十分に短いサンプリング周期で逐次採取されたものである。下流側脈波信号ＳＭ３は、第３圧力センサ７６からの出力された下流側膨張袋２６内の圧迫圧力値ＰＣ３を示す出力信号に基づいて、脈拍周期よりも十分に短いサンプリング周期で逐次採取されたものである。上流側脈波信号ＳＭ１、中間脈波信号ＳＭ２、及び下流側脈波信号ＳＭ３には、ステップ降圧においてステップ期間ＴＳの遷移によりノイズが発生するノイズ発生期間のデータは含まれない。なお、本発明では、最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰの決定は、下流側脈波信号ＳＭ３に基づき、上流側脈波信号ＳＭ１及び中間脈波信号ＳＭ２には基づかない。しかし、後述の図５及び図６では、下流側脈波信号ＳＭ３に基づいた場合と、上流側脈波信号ＳＭ１及び中間脈波信号ＳＭ２に基づいた場合と、を比較しているため、上流側脈波信号ＳＭ１及び中間脈波信号ＳＭ２についても合わせて説明している。

信号値決定部９４は、相互に同期した上流側脈波信号ＳＭ１、中間脈波信号ＳＭ２、及び下流側脈波信号ＳＭ３の信号値を、一脈波内で、脈拍周期よりも十分に短いサンプリング周期（例えば数百マイクロ秒〜数ミリ秒程度の周期）毎に逐次決定する。信号値決定部９４は、上流側脈波信号ＳＭ１、中間脈波信号ＳＭ２、及び下流側脈波信号ＳＭ３における決定した信号値を、それら信号値が決定された時の複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３を示すカフ圧信号ＰＫとともに、電子制御装置９０が有するＲＡＭの所定の記憶領域に記憶する。

血圧値決定部９８は、ＲＡＭに記憶された上流側脈波信号ＳＭ１、中間脈波信号ＳＭ２、及び下流側脈波信号ＳＭ３における決定された信号値に対してフィルタ処理を実行するようにフィルタ処理部９６を制御する。フィルタ処理部９６は、例えば周知のデジタルフィルタで構成され、演算によりローパスフィルタ処理、バンドパスフィルタ処理、ハイパスフィルタ処理、或いはこれらのフィルタ処理を組み合わせた処理（例えば、バンドパスフィルタ処理及びローパスフィルタ処理）が可能とされている。

血圧値決定部９８は、生体の最高血圧値ＳＢＰを決定する最高血圧値決定部９８ａと、生体の最低血圧値ＤＢＰを決定する最低血圧値決定部９８ｂと、を機能的に備える。

最高血圧値決定部９８ａは、下流側脈波信号ＳＭ３における決定された信号値から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分を抽出するフィルタ処理をフィルタ処理部９６に実行させる。これにより、帯域脈波信号波ＢＷ３ａ［ｍｍＨｇ］が抽出される。本実施例における下流側脈波信号ＳＭ３から抽出される１０〜４０Ｈｚの周波数帯域は、本発明における「所定の特定周波数帯域」としての「所定の第１特定周波数帯域」に相当し、帯域脈波信号波ＢＷ３ａは、本発明における「所定の特定周波数帯域の脈波信号波」としての「所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波」に相当する。最高血圧値決定部９８ａ（血圧値決定部９８）は、フィルタ処理部９６により抽出された帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γ［ｍｍＨｇ］が判定振幅値γ_ｊｄｇ１［ｍｍＨｇ］未満の状態から判定振幅値γ_ｊｄｇ１以上の状態に変化した場合に、その変化したステップ期間ＴＳにおけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣを最高血圧値ＳＢＰとして決定する。なお、最大振幅値γは、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける振れの最大値と最小値との差（正の値）であり、本発明における「振れの大きさ」に相当する。

コロトコフ音の発生に対応して帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが大きくなるが、判定振幅値γ_ｊｄｇ１は、コロトコフ音が発生したことを判定する判定値として予め実験的に定められたものである。なお、判定振幅値γ_ｊｄｇ１は、本発明における「所定の第１判定値」に相当する。このように、コロトコフ音の発生時には、下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が抽出された帯域脈波信号波ＢＷ３ａが比較的急激に増加する性質があることを利用して、その急激な増加が判定された場合のカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣに基づいて生体の最高血圧値ＳＢＰが決定される。

最低血圧値決定部９８ｂは、下流側脈波信号ＳＭ３における決定された信号値から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分を抽出するフィルタ処理をフィルタ処理部９６に実行させる。最低血圧値決定部９８ｂ（血圧値決定部９８）は、フィルタ処理部９６により下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が抽出された帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ２［ｍｍＨｇ］以上の状態から判定振幅値γ_ｊｄｇ２未満の状態に変化した場合に、その変化したステップ期間ＴＳにおけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣを最低血圧値ＤＢＰとして決定する。

コロトコフ音の消滅に対応して帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが小さくなるが、判定振幅値γ_ｊｄｇ２は、コロトコフ音が消滅したことを判定する判定値として予め実験的に定められたものである。なお、判定振幅値γ_ｊｄｇ２は、本発明における「所定の第２判定値」に相当する。このように、コロトコフ音の消滅時には、下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が抽出された帯域脈波信号波ＢＷ３ａが比較的急激に減少する性質があることを利用して、その急激な減少が判定された場合のカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣに基づいて生体の最低血圧値ＤＢＰが決定される。

図５は、図１に示すカフ圧制御部９２により複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３が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２２，２４，２６からの脈波を表す上流側脈波信号ＳＭ１、中間脈波信号ＳＭ２、及び下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が抽出された帯域脈波信号波ＢＷ１ａ［ｍｍＨｇ］，ＢＷ２ａ［ｍｍＨｇ］，ＢＷ３ａ［ｍｍＨｇ］の測定結果をそれぞれ示す図である。図５における横軸は、時間ｔ［ｓｅｃ］であり、縦軸は、上から順にカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣ、コロトコフ音を検知するために設けられたマイクロフォンにより音波が電気信号に変換されたマイク出力［ｍＶ］、帯域脈波信号波ＢＷ１ａ、帯域脈波信号波ＢＷ２ａ、及び帯域脈波信号波ＢＷ３ａである。図５（図６も同様）では、マイク出力、帯域脈波信号波ＢＷ１ａ、帯域脈波信号波ＢＷ２ａ、及び帯域脈波信号波ＢＷ３ａに関して、後述する振れの基準値（振動していない期間における脈波信号波の平均値）をそれぞれ「０」としている。

図５に示すように、圧迫圧力値ＰＣは、ステップ期間ＴＳｘ（ｘ＝１〜１９）毎に段階的に徐速降圧されている。ステップ期間ＴＳｘ毎に、帯域脈波信号波ＢＷ１ａ、帯域脈波信号波ＢＷ２ａ、及び帯域脈波信号波ＢＷ３ａがそれぞれ２拍分採取されている。なお、ステップ期間ＴＳｘは、段階的に徐速降圧されるステップ期間ＴＳのうちｘ番目のステップ期間である。

各ステップ期間ＴＳｘからその次のステップ期間ＴＳｘ＋１へ遷移する時には、圧迫圧力値ＰＣの変動すなわち複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３の変動に伴って、マイク出力、帯域脈波信号波ＢＷ１ａ，ＢＷ２ａ，ＢＷ３ａのそれぞれで、ノイズが発生している。

コロトコフ音は、ステップ期間ＴＳ４からステップ期間ＴＳ１６までの期間で聴取可能であり、このコロトコフ音が聴取可能なステップ期間ＴＳ４からステップ期間ＴＳ１６までの期間がコロトコフ音可聴範囲Ｓである。

コロトコフ音が発生する前後のステップ期間ＴＳ、すなわちコロトコフ音の発生直前のステップ期間ＴＳ３及びコロトコフ音の発生直後のステップ期間ＴＳ４において、帯域脈波信号波ＢＷ１ａ，ＢＷ２ａ，ＢＷ３ａにおける最大振幅値α［ｍｍＨｇ］，β［ｍｍＨｇ］，γ［ｍｍＨｇ］をそれぞれ比較すると、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γの変化が最も大きい。具体的には、帯域脈波信号波ＢＷ１ａのステップ期間ＴＳ３における最大振幅値α３に対するステップ期間ＴＳ４における最大振幅値α４の比（＝α４／α３）、帯域脈波信号波ＢＷ２ａのステップ期間ＴＳ３における最大振幅値β３に対するステップ期間ＴＳ４における最大振幅値β４の比（＝β４／β３）、及び帯域脈波信号波ＢＷ３ａのステップ期間ＴＳ３における最大振幅値γ３に対するステップ期間ＴＳ４における最大振幅値γ４の比（＝γ４／γ３）のうち、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける比（＝γ４／γ３）が最も大きい。このように、帯域脈波信号波ＢＷ１ａ，ＢＷ２ａ，ＢＷ３ａのうち、帯域脈波信号波ＢＷ３ａの最大振幅値γの変化（増大）が最もコロトコフ音の発生に対応した変化を示していることを本発明者は見い出した。

コロトコフ音が消滅する前後のステップ期間ＴＳ、すなわちコロトコフ音の消滅直前のステップ期間ＴＳ１６及びコロトコフ音の消滅直後のステップ期間ＴＳ１７において、帯域脈波信号波ＢＷ１ａ，ＢＷ２ａ，ＢＷ３ａにおける最大振幅値α，β，γをそれぞれ比較すると、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γの変化が最も大きい。具体的には、帯域脈波信号波ＢＷ１ａのステップ期間ＴＳ１６における最大振幅値α１６に対するステップ期間ＴＳ１７における最大振幅値α１７の比（＝α１７／α１６）、帯域脈波信号波ＢＷ２ａのステップ期間ＴＳ１６における最大振幅値β１６に対するステップ期間ＴＳ１７における最大振幅値β１７の比（＝β１７／β１６）、及び帯域脈波信号波ＢＷ３ａのステップ期間ＴＳ１６における最大振幅値γ１６に対するステップ期間ＴＳ１７における最大振幅値γ１７の比（＝γ１７／γ１６）のうち、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける比（＝γ１７／γ１６）が最も小さい。このように、帯域脈波信号波ＢＷ１ａ，ＢＷ２ａ，ＢＷ３ａのうち、帯域脈波信号波ＢＷ３ａの最大振幅値γの変化（減少）が最もコロトコフ音の消滅に対応した変化を示していることを本発明者は見い出した。

図６は、図５に示す矢印VIの期間における複数の膨張袋２２，２４，２６からの脈波を表す上流側脈波信号ＳＭ１、中間脈波信号ＳＭ２、及び下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が抽出された帯域脈波信号波ＢＷ１ａ，ＢＷ２ａ，ＢＷ３ａの測定結果をそれぞれ示す図である。

図５及び図６に示すように、コロトコフ音が発生したステップ期間ＴＳ４の後、すなわち最高血圧値ＳＢＰの近傍であるステップ期間ＴＳ５において、マイク出力による検知ではコロトコフ音が一時的に消滅する所謂聴診間隙と言われる現象が発生している。

聴診間隙が発生しているステップ期間ＴＳ５の前後のステップ期間ＴＳ、すなわちステップ期間ＴＳ４〜ＴＳ６において、帯域脈波信号波ＢＷ１ａ，ＢＷ２ａ，ＢＷ３ａにおける最大振幅値α，β，γをそれぞれ比較すると、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γの変化が最も聴診間隙の現象を反映したものとなっている。具体的には、帯域脈波信号波ＢＷ１ａのステップ期間ＴＳ４における最大振幅値α４に対するステップ期間ＴＳ５における最大振幅値α５の比（＝α５／α４）、帯域脈波信号波ＢＷ２ａのステップ期間ＴＳ４における最大振幅値β４に対するステップ期間ＴＳ５における最大振幅値β５の比（＝β５／β４）、及び帯域脈波信号波ＢＷ３ａのステップ期間ＴＳ４における最大振幅値γ４に対するステップ期間ＴＳ５における最大振幅値γ５の比（＝γ５／γ４）のうち、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける比（＝γ５／γ４）が最も小さい。また、帯域脈波信号波ＢＷ１ａのステップ期間ＴＳ６における最大振幅値α６に対するステップ期間ＴＳ５における最大振幅値α５の比（＝α５／α６）、帯域脈波信号波ＢＷ２ａのステップ期間ＴＳ６における最大振幅値β６に対するステップ期間ＴＳ５における最大振幅値β５の比（＝β５／β６）、及び帯域脈波信号波ＢＷ３ａのステップ期間ＴＳ６における最大振幅値γ６に対するステップ期間ＴＳ５における最大振幅値γ５の比（＝γ５／γ６）のうち、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける比（＝γ５／γ６）が最も小さい。帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける比（＝γ５／γ４）や比（＝γ５／γ６）が小さいことは、コロトコフ音が聴診間隙により消滅していることに対応したものである。このように、帯域脈波信号波ＢＷ１ａ，ＢＷ２ａ，ＢＷ３ａのうち、帯域脈波信号波ＢＷ３ａの最大振幅値γの変化が最も聴診間隙によるコロトコフ音の消滅に対応した変化を示していることを本発明者は見い出した。

図７は、図１に示す電子制御装置９０の制御作動の要部を説明するフローチャートの一例である。図７のフローチャートは、血圧測定スタートセンサ８０からの出力信号が入力されると実行される。

まず、カフ圧制御部９２の機能に対応するステップＳ１０において、複数の膨張袋２２，２４，２６による上腕１０の動脈１６への圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３が昇圧される。そして、ステップＳ２０が実行される。

カフ圧制御部９２の機能に対応するステップＳ２０において、カフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣが昇圧目標圧力値ＰＣＭ以上であるか否かが判定される。ステップＳ２０の判定が肯定された場合には、ステップＳ３０が実行される。ステップＳ２０の判定が否定された場合には、ステップＳ１０が再度実行される。

カフ圧制御部９２の機能に対応するステップＳ３０において、昇圧された複数の膨張袋２２，２４，２６の圧迫圧力値ＰＣ１，ＰＣ２，ＰＣ３が予め設定された所定量（例えば１〜１０［ｍｍＨｇ］の範囲内）だけ降圧される。そして、ステップＳ４０が実行される。

信号値決定部９４の機能に対応するステップＳ４０において、下流側膨張袋２６内の圧力振動である脈波を示す下流側脈波信号ＳＭ３が、脈拍周期よりも十分に短いサンプリング周期で逐次採取され、圧迫圧力値ＰＣを示すカフ圧信号ＰＫとともに、電子制御装置９０が有するＲＡＭの所定の記憶領域に記憶される。そして、ステップＳ５０が実行される。

カフ圧制御部９２の機能に対応するステップＳ５０において、カフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣが測定終了圧力値ＰＣＥ未満であるか否かが判定される。ステップＳ５０の判定が肯定された場合には、ステップＳ６０が実行される。ステップＳ５０の判定が否定された場合には、ステップＳ３０が再度実行される。

カフ圧制御部９２の機能に対応するステップＳ６０において、急速排気弁５２を用いて複数の膨張袋２２，２４，２６内の圧力がそれぞれ大気圧となるように排圧される。そして、ステップＳ７０が実行される。

最高血圧値決定部９８ａの機能に対応したステップＳ７０において、最高血圧値決定のために用いられる脈波データが、例えば１００［ｍｍＨｇ］程度の予め設定された下限値以上の脈波データに限定されるとともに、各ステップ期間ＴＳ内では下流側脈波信号ＳＭ３のステップ降圧によるノイズ発生期間を除いたデータに限定される。そして、ステップＳ８０が実行される。

最高血圧値決定部９８ａの機能に対応したステップＳ８０において、ステップＳ７０で限定された範囲内のステップ期間ＴＳについて、下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が帯域脈波信号波ＢＷ３ａとして抽出され、その帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが算出される。ステップＳ８０の最初の実行では、最大振幅値γが算出されるステップ期間ＴＳは、ステップＳ７０で限定された範囲内における最初のステップ期間とされる。そして、ステップＳ９０が実行される。

最高血圧値決定部９８ａの機能に対応したステップＳ９０において、ステップＳ８０で算出された最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ１未満であるか否かが判定される。ステップＳ９０の判定が肯定された場合には、最大振幅値γが算出されるステップ期間ＴＳを１つ後のものに変更してステップＳ８０が再度実行される。ステップＳ９０の判定が否定された場合には、ステップＳ１００が実行される。

最高血圧値決定部９８ａの機能に対応したステップＳ１００において、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ１未満の状態から判定振幅値γ_ｊｄｇ１以上の状態に変化したとして、そのステップ期間ＴＳにおけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣが最高血圧値ＳＢＰとして決定される。そして、ステップＳ１１０が実行される。

最低血圧値決定部９８ｂの機能に対応したステップＳ１１０において、最低血圧値決定のために用いられる脈波データが、例えば１００［ｍｍＨｇ］程度の予め設定された上限値以下の脈波データに限定されるとともに、各ステップ期間ＴＳ内では下流側脈波信号ＳＭ３のステップ降圧によるノイズ発生期間を除いたデータに限定される。そして、ステップＳ１２０が実行される。

最低血圧値決定部９８ｂの機能に対応したステップＳ１２０において、ステップＳ１１０で限定された範囲内のステップ期間ＴＳについて、下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が帯域脈波信号波ＢＷ３ａとして抽出され、その帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが算出される。ステップＳ１２０の最初の実行では、最大振幅値γが算出されるステップ期間ＴＳは、ステップＳ１１０で限定された範囲内における最初のステップ期間とされる。そして、ステップＳ１３０が実行される。

最低血圧値決定部９８ｂの機能に対応したステップＳ１３０において、ステップＳ１２０で算出された最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ２以上であるか否かが判定される。ステップＳ１３０の判定が肯定された場合には、最大振幅値γが算出されるステップ期間ＴＳを１つ後のものに変更してステップＳ１２０が再度実行される。ステップＳ１３０の判定が否定された場合には、ステップＳ１４０が実行される。

最低血圧値決定部９８ｂの機能に対応したステップＳ１４０において、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ２以上の状態から判定振幅値γ_ｊｄｇ２未満の状態に変化したとして、そのステップ期間ＴＳにおけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣが最低血圧値ＤＢＰとして決定される。そして、ステップＳ３００が実行される。

血圧値決定部９８の機能に対応したステップＳ３００において、決定された生体の最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰが表示装置８２に表示される。そして、終了となる。

本実施例によれば、（ａ）圧迫帯１２は、幅方向に連ねられて生体の被圧迫部位である上腕１０を各々圧迫する独立した気室を形成する上流側膨張袋２２，中間膨張袋２４，及び下流側膨張袋２６の複数の膨張袋を有するものであり、（ｂ）それら複数の膨張袋のうち上腕１０内の動脈１６の最下流側に位置する下流側膨張袋２６からの脈波を表す下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域の帯域脈波信号波ＢＷ３ａを抽出するフィルタ処理部９６と、その帯域脈波信号波ＢＷ３ａの変化に基づいて生体の最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰの少なくとも一方を決定する血圧値決定部９８と、が備えられる。複数の膨張袋２２，２４，２６のうち上腕１０内の動脈１６の最下流側に位置する下流側膨張袋２６からの脈波を表す下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が帯域脈波信号波ＢＷ３ａとして抽出されると、その帯域脈波信号波ＢＷ３ａがコロトコフ音の発生及び消滅に対応した変化を示す。これにより、コロトコフ音の発生時や消滅時に対応した帯域脈波信号波ＢＷ３ａの変化に基づいて、生体の最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰの少なくとも一方を正確に決定することができる。

本実施例によれば、血圧値決定部９８は、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ１未満の状態から判定振幅値γ_ｊｄｇ１以上の状態となる変化に基づいて、最高血圧値ＳＢＰを決定する。コロトコフ音の発生時には、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ１未満の状態から判定振幅値γ_ｊｄｇ１以上の状態となる変化が表れるため、この変化に基づいて生体の最高血圧値ＳＢＰを正確に決定することができる。

本実施例によれば、血圧値決定部９８は、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ２以上の状態から判定振幅値γ_ｊｄｇ２未満の状態となる変化に基づいて、最低血圧値ＤＢＰを決定する。コロトコフ音の消滅時には、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ２以上の状態から判定振幅値γ_ｊｄｇ２未満の状態となる変化が表れるため、この変化に基づいて生体の最低血圧値ＤＢＰを正確に決定することができる。

本実施例によれば、帯域脈波信号波ＢＷ３ａとして下流側脈波信号ＳＭ３から抽出されるのは、１０〜４０Ｈｚの周波数帯域である。このように、下流側膨張袋２６からの脈波を表す下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域の帯域脈波信号波ＢＷ３ａが抽出されることで、その帯域脈波信号波ＢＷ３ａの変化に基づいて生体の最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰの少なくとも一方を正確に決定することができる。

本発明の実施例２に係る自動血圧測定装置１１４（図１参照）は、前述の実施例１に係る自動血圧測定装置１４の構成と略同じであるが、電子制御装置９０の替わりに電子制御装置１９０となっている点が異なる。また、電子制御装置１９０は、前述の実施例１に係る電子制御装置９０の構成と機能的に略同じであるが、最高血圧値決定部９８ａ及び最低血圧値決定部９８ｂを機能的に備える血圧値決定部９８の替わりに最高血圧値決定部９８ａ及び最低血圧値決定部１９８ｂを機能的に備える血圧値決定部１９８となっている点が異なる。そのため、本実施例では、前述の実施例１と異なる部分を中心に説明することとし、前述の実施例１と機能において実質的に共通する部分には同一の符号を付して説明を適宜省略する。

血圧値決定部１９８は、生体の最高血圧値ＳＢＰを決定する最高血圧値決定部９８ａと、生体の最低血圧値ＤＢＰを決定する最低血圧値決定部１９８ｂと、を機能的に備える。

最低血圧値決定部１９８ｂは、下流側脈波信号ＳＭ３における決定された信号値から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分を抽出するフィルタ処理をフィルタ処理部９６に実行させる。これにより、帯域脈波信号波ＢＷ３ａが抽出される。本実施例における下流側脈波信号ＳＭ３から抽出される１０〜４０Ｈｚの周波数帯域は、本発明における「所定の特定周波数帯域」としての「所定の第１特定周波数帯域」に相当し、帯域脈波信号波ＢＷ３ａは、本発明における「所定の特定周波数帯域の脈波信号波」としての「所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波」に相当する。最低血圧値決定部１９８ｂは、フィルタ処理部９６により抽出された帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大側振れ値Ｇｘ［ｍｍＨｇ］及び最大振幅値γを算出するとともに、最大側振れ値比ρ（＝Ｇｘ／γ）を算出する。最大側振れ値比ρは、振れの最大値と基準値との差である最大側振れ値Ｇｘ及び振れの基準値と最小値との差である最小側振れ値Ｇｙ［ｍｍＨｇ］の間における不均衡の程度を表すものである。最大側振れ値比ρは、「０．５」であるの場合が最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙの均衡が最も取れており、「０．５」を超えて大きくなるほど最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙは不均衡となっている。最大側振れ値比ρは、本発明における「不均衡度合」に相当する。振れの基準値は、振動していない期間における脈波信号波の平均値である。

最低血圧値決定部１９８ｂ（血圧値決定部１９８）は、最大側振れ値比ρが判定振れ値比ρ_ｊｄｇ未満の状態から判定振れ値比ρ_ｊｄｇ以上の状態に変化した場合に、その変化したステップ期間ＴＳにおけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣを最低血圧値ＤＢＰとして決定する。コロトコフ音の消滅時に、１０〜４０Ｈｚの帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大側振れ値Ｇｘと最小側振れ値Ｇｙとが不均衡となる変化が表れる場合がある性質を利用して、この変化に基づいて生体の最低血圧値ＤＢＰが決定される。なお、判定振れ値比ρ_ｊｄｇは、コロトコフ音が消滅したことを判定する判定値として予め実験的に定められた「０．５」よりも大きい値である。判定振れ値比ρ_ｊｄｇは、本発明における「所定の度合」に相当する。

本発明者の研究によれば、コロトコフ音の消滅時に、１０〜４０Ｈｚの帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大側振れ値Ｇｘと最小側振れ値Ｇｙとが不均衡となる変化が表れるか否かは、被測定者の個人差による。この最大側振れ値Ｇｘと最小側振れ値Ｇｙとが不均衡となる変化が表れる理由は、以下のように推測される。

生体内で発生するコロトコフ音は、圧迫帯１２の進展性（コンプライアンス）と、動脈１６と上腕１０を含む生体の進展性と、のバランスで生じていると推測される。圧迫帯１２により上腕１０内の動脈１６に外圧が加わっている状態においては、一拍毎に動脈１６の内圧が圧迫帯１２の外圧に抗して動脈１６の容積が増大する状態と、動脈１６の内圧が圧迫帯１２の外圧に負けて動脈１６の容積が縮小する状態と、が交互に発生する。動脈１６の容積が増大すると圧迫帯１２内の圧力は上昇し、動脈１６の容積が縮小すると圧迫帯１２内の圧力は下降する。最低血圧値ＤＢＰの近傍では、一拍内において動脈１６の内圧に比べ圧迫帯１２の外圧の方が低い状態が長く、動脈１６の容積が縮小させられる期間と量はわずかである。この結果、圧迫帯１２内の圧力振動である脈波を表す脈波信号としては、圧力増加方向であるプラス側の最大側振れ値Ｇｘに比較して圧力減少方向であるマイナス側の最小側振れ値Ｇｙが小さくなる変化が発生するものと思われる。これにより、結果としてコロトコフ音がマイクロフォンに伝達されなくなる、すなわちコロトコフ音が消失すると推測される。個人差がある理由としては、被測定者の生体の進展性に個人差があるためと思われる。一方、最高血圧値ＳＢＰの近傍では、一拍内において動脈１６の内圧に比べ圧迫帯１２の外圧の方が高い状態が長く、動脈１６の容積が増大させられる期間と量はわずかである。そのため、図６のステップ期間ＴＳ４における帯域脈波信号波ＢＷ３ａに示すように、帯域脈波信号波ＢＷ３ａとしては、圧力減少方向であるマイナス側の最小側振れ値Ｇｙ４に比較して圧力増加方向であるプラス側の最大側振れ値Ｇｘ４が小さくなる変化が発生している。

図８は、本発明の実施例２に係る自動血圧測定装置１１４において、実施例１に係る図５に示す矢印VIIIの期間における下流側膨張袋２６からの脈波を表す脈波信号から種々の周波数成分が抽出された脈波信号波の測定結果をそれぞれ示す図である。図８における縦軸は、上から順にマイク出力、帯域脈波信号波ＢＷ３ａ［ｍｍＨｇ］、帯域脈波信号波ＢＷ３ｂ［ｍｍＨｇ］、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ａ［ｍｍＨｇ］、及び低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂ［ｍｍＨｇ］である。帯域脈波信号波ＢＷ３ａは、下流側脈波信号ＳＭ３から１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が抽出された脈波信号波であり、帯域脈波信号波ＢＷ３ｂは、下流側脈波信号ＳＭ３から４０〜７０Ｈｚの周波数帯域成分が抽出された脈波信号波である。低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ａは、帯域脈波信号波ＢＷ３ａから１Ｈｚ以下の低周波数成分が抽出された脈波信号波であり、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂは、帯域脈波信号波ＢＷ３ｂから１Ｈｚ以下の低周波数成分が抽出された脈波信号波である。低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ａ及び低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂは、１Ｈｚ以下の信号成分である。図８では、マイク出力、帯域脈波信号波ＢＷ３ａ、帯域脈波信号波ＢＷ３ｂ、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ａ、及び低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂに関して、前述した振れの基準値をそれぞれ「０」としている。帯域脈波信号波ＢＷ３ｂ、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ａ、及び低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂについては、実施例３において後述する。

前述したように、コロトコフ音が消滅する前後のステップ期間ＴＳおいて、帯域脈波信号波ＢＷ１ａ，ＢＷ２ａ，ＢＷ３ａのうち、帯域脈波信号波ＢＷ３ａの最大振幅値γの変化（減少）が最もコロトコフ音の消滅に対応した変化を示している。図８に示すように、コロトコフ音が消滅する前後のステップ期間ＴＳ、すなわちコロトコフ音の消滅直前のステップ期間ＴＳ１６及びコロトコフ音の消滅直後のステップ期間ＴＳ１７において、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける振れの最大値と基準値との差である最大側振れ値Ｇｘ及び振れの基準値と最小値との差である最小側振れ値Ｇｙとを比較すると、コロトコフ音の消滅直前のステップ期間ＴＳ１６に比べて、コロトコフ音の消滅直後のステップ期間ＴＳ１７の方が不均衡となっている。具体的には、コロトコフ音の消滅直前のステップ期間ＴＳ１６における最大側振れ値比ρ（＝Ｇｘ１６／γ１６）に比べて、コロトコフ音の消滅直後のステップ期間ＴＳ１７における最大側振れ値比ρ（＝Ｇｘ１７／γ１７）の方が「０．５」を超えて急激に大きくなっている。なお、最大側振れ値比ρが「０．５」を超えて前述の判定振れ値比ρ_ｊｄｇ以上に大きくなって最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙが不均衡となると、コロトコフ音は聴取不能なものとなって消滅する。

図９は、本発明の実施例２に係る自動血圧測定装置１１４が備える電子制御装置１９０の制御作動の要部を説明するフローチャートの一例である。図９のフローチャートは、血圧測定スタートセンサ８０からの出力信号が入力されると実行される。

図９のフローチャートは、前述の実施例１に係る図７のフローチャートと略同じであるが、ステップＳ１２０〜Ｓ１４０の替わりにステップＳ１５０〜Ｓ１７０となっている点が異なる。

最低血圧値決定部１９８ｂの機能に対応したステップＳ１５０において、ステップＳ１１０で限定された範囲内のステップ期間ＴＳについて、帯域脈波信号波ＢＷ３ａが抽出され、その帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大側振れ値Ｇｘ及び最大振幅値γが算出されるとともに、最大側振れ値比ρ（＝Ｇｘ／γ）が算出される。ステップＳ１５０の最初の実行では、最大側振れ値比ρが算出されるステップ期間ＴＳは、ステップＳ１１０で限定された範囲内における最初のステップ期間とされる。そして、ステップＳ１６０が実行される。

最低血圧値決定部１９８ｂの機能に対応したステップＳ１６０において、ステップＳ１５０で算出された最大側振れ値比ρが判定振れ値比ρ_ｊｄｇ未満であるか否かが判定される。ステップＳ１６０の判定が肯定された場合には、最大側振れ値比ρが算出されるステップ期間ＴＳを１つ後のものに変更してステップＳ１５０が再度実行される。ステップＳ１６０の判定が否定された場合には、ステップＳ１７０が実行される。

最低血圧値決定部１９８ｂの機能に対応したステップＳ１７０において、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大側振れ値比ρが判定振れ値比ρ_ｊｄｇ未満の状態から判定振れ値比ρ_ｊｄｇ以上の状態に変化したとして、そのステップ期間ＴＳにおけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣが最低血圧値ＤＢＰとして決定される。そして、ステップＳ３００が実行される。

本実施例によれば、下流側膨張袋２６からの脈波を表す下流側脈波信号ＳＭ３から抽出された１０〜４０Ｈｚの帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおいて、振れの最大値と基準値との差である最大側振れ値Ｇｘ及び振れの基準値と最小値との差である最小側振れ値Ｇｙの間における不均衡の程度を表す最大側振れ値比ρ（＝Ｇｘ／γ）が判定振れ値比ρ_ｊｄｇ未満の状態から判定振れ値比ρ_ｊｄｇ以上の状態となる変化に基づいて、血圧値決定部１９８は最低血圧値ＤＢＰを決定する。コロトコフ音の消滅時に、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大側振れ値Ｇｘと最小側振れ値Ｇｙとが不均衡となる変化が表れる場合があるため、この変化に基づいて生体の最低血圧値ＤＢＰを正確に決定することができる。

本発明の実施例３に係る自動血圧測定装置２１４（図１参照）は、前述の実施例２に係る自動血圧測定装置１１４の構成と略同じであるが、電子制御装置１９０の替わりに電子制御装置２９０となっている点が異なる。電子制御装置２９０は、前述の実施例２に係る電子制御装置１９０の構成と機能的に略同じであるが、最高血圧値決定部９８ａ及び最低血圧値決定部１９８ｂを機能的に備える血圧値決定部１９８の替わりに最高血圧値決定部９８ａ及び最低血圧値決定部２９８ｂを機能的に備える血圧値決定部２９８となっている点が異なる。そのため、本実施例では、前述の実施例２と異なる部分を中心に説明することとし、前述の実施例２と機能において実質的に共通する部分には同一の符号を付して説明を適宜省略する。

血圧値決定部２９８は、生体の最高血圧値ＳＢＰを決定する最高血圧値決定部９８ａと、生体の最低血圧値ＤＢＰを決定する最低血圧値決定部２９８ｂと、を機能的に備える。

最低血圧値決定部２９８ｂは、下流側脈波信号ＳＭ３における決定された信号値から４０〜７０Ｈｚの周波数帯域成分を抽出するフィルタ処理をフィルタ処理部９６に実行させる。これにより、帯域脈波信号波ＢＷ３ｂが抽出される。最低血圧値決定部２９８ｂは、帯域脈波信号波ＢＷ３ｂから１Ｈｚ以下の低周波数成分を抽出するフィルタ処理をフィルタ処理部９６に実行させる。これにより、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂが抽出される。最低血圧値決定部２９８ｂは、フィルタ処理部９６により抽出された低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂにおける最大振幅値σ［ｍｍＨｇ］を算出する。本実施例における下流側脈波信号ＳＭ３から帯域脈波信号波ＢＷ３ｂとして抽出される「４０〜７０Ｈｚの周波数帯域」は、本発明における「所定の特定周波数帯域」としての「所定の第２特定周波数帯域」に相当し、「帯域脈波信号波ＢＷ３ｂ」は、本発明における「所定の特定周波数帯域の脈波信号波」としての「所定の第２特定周波数帯域の脈波信号波」に相当し、「低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂ」は、本発明における「低周波数脈波信号波」に相当する。

最低血圧値決定部２９８ｂ（血圧値決定部２９８）は、最大振幅値σが判定振幅値σ_ｊｄｇ［ｍｍＨｇ］以上の状態から判定振幅値σ_ｊｄｇ未満の状態に変化した場合に、その変化したステップ期間ＴＳにおけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣを最低血圧値ＤＢＰとして決定する。前述の実施例２で説明したように、コロトコフ音の消滅時に下流側膨張袋２６からの脈波を表す下流側脈波信号ＳＭ３から抽出された所定の第１特定周波数帯域である１０〜４０Ｈｚの帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙが不均衡となる場合がある。このように所定の第１特定周波数帯域の帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙが不均衡となる場合、下流側脈波信号ＳＭ３から抽出された所定の第２特定周波数帯域である４０〜７０Ｈｚの帯域脈波信号波ＢＷ３ｂから、さらに前記抽出された４０〜７０Ｈｚの帯域よりも低い１Ｈｚ以下の低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂが抽出されると、帯域脈波信号波ＢＷ３ａの基準値に比べて、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂの基準値の方が振れの最大値と最小値との中間値（真ん中の値）に近づく。そのため、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂにおける最大振幅値σが判定振幅値σ_ｊｄｇ以上の状態から判定振幅値σ_ｊｄｇ未満の状態となる変化を判定することによって、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙが不均衡となる場合に対応した変化が検出されて生体の最低血圧値ＤＢＰを決定することができる。なお、判定振幅値σ_ｊｄｇは、コロトコフ音が消滅したことを判定する判定値として予め実験的に定められたものである。判定振幅値σ_ｊｄｇは、本発明における「所定の第３判定値」に相当する。

前述の図８に示すように、コロトコフ音が消滅する前後のステップ期間ＴＳ、すなわちコロトコフ音の消滅直前のステップ期間ＴＳ１６及びコロトコフ音の消滅直後のステップ期間ＴＳ１７において、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂにおける最大振幅値σを比較すると、コロトコフ音の消滅直前のステップ期間ＴＳ１６における最大振幅値σ１６に比べて、コロトコフ音の消滅直後のステップ期間ＴＳ１７における最大振幅値σ１７の方が小さくなっている。なお、コロトコフ音の消滅直後のステップ期間ＴＳ１７においては、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ａの基準値に比べて、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂの基準値の方が振れの最大値と最小値との中間値に近くなっている。

図１０は、本発明の実施例３に係る自動血圧測定装置２１４が備える電子制御装置２９０の制御作動の要部を説明するフローチャートの一例である。図１０のフローチャートは、血圧測定スタートセンサ８０からの出力信号が入力されると実行される。

図１０のフローチャートは、前述の実施例１に係る図７のフローチャートと略同じであるが、ステップＳ１２０〜Ｓ１４０の替わりにステップＳ１８０〜Ｓ２００となっている点が異なる。

最低血圧値決定部２９８ｂの機能に対応したステップＳ１８０において、ステップＳ１１０で限定された範囲内のステップ期間ＴＳについて、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂが抽出され、その低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂにおける最大振幅値σが算出される。ステップＳ１８０の最初の実行では、最大振幅値σが算出されるステップ期間ＴＳは、ステップＳ１１０で限定された範囲内における最初のステップ期間とされる。そして、ステップＳ１９０が実行される。

最低血圧値決定部２９８ｂの機能に対応したステップＳ１９０において、ステップＳ１８０で算出された最大振幅値σが判定振幅値σ_ｊｄｇ以上であるか否かが判定される。ステップＳ１９０の判定が肯定された場合には、最大振幅値σが算出されるステップ期間ＴＳを１つ後のものに変更してステップＳ１８０が再度実行される。ステップＳ１９０の判定が否定された場合には、ステップＳ２００が実行される。

最低血圧値決定部２９８ｂの機能に対応したステップＳ２００において、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂにおける最大振幅値σが判定振幅値σ_ｊｄｇ以上の状態から判定振幅値σ_ｊｄｇ未満の状態に変化したとして、そのステップ期間ＴＳにおけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣが最低血圧値ＤＢＰとして決定される。そして、ステップＳ３００が実行される。

本実施例によれば、（ａ）フィルタ処理部９６は、下流側膨張袋２６からの脈波を表す下流側脈波信号ＳＭ３から抽出された４０〜７０Ｈｚの周波数帯域の帯域脈波信号波ＢＷ３ｂから、さらに前記抽出された４０〜７０Ｈｚの帯域よりも低い１Ｈｚ以下の低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂを抽出し、（ｂ）血圧値決定部２９８は、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂにおける最大振幅値σが判定振幅値σ_ｊｄｇ以上の状態から判定振幅値σ_ｊｄｇ未満の状態となる変化に基づいて最低血圧値ＤＢＰを決定する。前述の実施例２で説明したように、コロトコフ音の消滅時に所定の第１特定周波数帯域である１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分が抽出された帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙが不均衡となる場合がある。そのような場合、所定の第２特定周波数帯域である４０〜７０Ｈｚの周波数帯域成分が抽出された帯域脈波信号波ＢＷ３ｂから、さらに前記抽出された４０〜７０Ｈｚよりも低い１Ｈｚ以下の低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂが抽出されると、帯域脈波信号波ＢＷ３ａに比べて、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂの基準値の方が振れの最大値と最小値との中間値（真ん中の値）に近づく。そのため、低周波数脈波信号波ＢＬＷ３ｂにおける最大振幅値σが判定振幅値σ_ｊｄｇ以上の状態から判定振幅値σ_ｊｄｇ未満の状態となる変化を判定することによって、所定の第１特定周波数帯域の帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙが不均衡となる場合に対応する変化が検出されて生体の最低血圧値ＤＢＰを正確に決定することができる。

以上、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適用される。

前述の実施例１，２，３では、昇圧目標圧力値ＰＣＭ及び測定終了圧力値ＰＣＥが予め設定されていたが、設定されていなくても良い。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操作者により入力された前回測定の最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値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３０［ｍｍＨｇ］）を足した値に昇圧目標圧力値ＰＣＭが設定され、上記入力された最低血圧値ＤＢＰに所定値（例えば３０［ｍｍＨｇ］）を引いた値に測定終了圧力値ＰＣＥが設定されても良い。また、カフ圧制御部９２による急速昇圧時に、例えば下流側膨張袋２６からの下流側脈波信号ＳＭ３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及び最低血圧値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２０［ｍｍＨｇ］）を足した値に設定され、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２０［ｍｍＨｇ］）を引いた値に設定されても良い。

前述の実施例１，２，３では、本発明における「振れの大きさ」として振れの最大値と最小値との差である最大振幅値γ，σが用いられたが、この態様に限らない。例えば、本発明における「振れの大きさ」として、振れの基準値からの振れの大きさ、すなわち最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙのいずれが大きい方とする構成であっても良いし、最小側振れ値Ｇｙとする構成であっても良い。このような構成では、これに応じてコロトコフ音の発生又は消滅に対応した判定値が予め実験的に定められる。

前述の実施例１，２，３では、カフ圧制御部９２による徐速降圧過程における各ステップ期間ＴＳにおいて、信号値決定部９４により下流側膨張袋２６からの脈波を表す下流側脈波信号ＳＭ３が２拍分採取され、その２拍分について最大振幅値γ、最大側振れ値比ρ、及び最大振幅値σが算出される態様であったが、この態様に限らない。例えば、１拍分毎に最大振幅値γ、最大側振れ値比ρ、及び最大振幅値σが算出された後に２拍分の平均が算出され、その平均に基づいて最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰが決定される構成であっても良い。このような構成の場合には、より精度の高い血圧値ＢＰが得られる。

前述の実施例１，２，３では、血圧測定時において、カフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣが昇圧目標圧力値ＰＣＭまで昇圧された後に、予め設定された徐速降圧速度でステップ的に降圧されていたが、この態様に限らない。例えば、圧迫圧力値ＰＣは連続的に降圧させられても良い。また、最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰの測定付近だけ徐速降圧とし、他の区間は急速降圧として測定時間が短くされる構成であっても良い。

前述の実施例１，２，３では、圧迫帯１２の圧迫圧力が降圧させられる過程で最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰを決定する降圧測定が実施されていたが、この態様に限らず、圧迫帯１２の圧迫圧力が昇圧させられる過程で最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰ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ＳＢＰや最低血圧値ＤＢＰの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。

前述の実施例１，２，３では、圧迫帯１２が備える膨張袋は３つである態様であったが、これに限らず、２つや４つ以上の態様であっても良い。

前述の実施例１，２，３では、図７、図９、及び図１０のフローチャートで例示したように、最高血圧値決定部９８ａは、一のステップ期間ＴＳｘにおける最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ１未満であって、その直後のステップ期間ＴＳｘ＋１における最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ１以上である場合に、最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ１以上となったステップ期間ＴＳｘ＋１におけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣが最高血圧値ＳＢＰとして決定されたが、この態様に限らない。例えば、最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ１を横切る前後のステップ期間ＴＳｘ，ＴＳｘ＋１におけるそれぞれの最大振幅値γの値に基づいて、周知の補間計算によりステップ期間ＴＳｘにおけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣとステップ期間ＴＳｘ＋１におけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣとの間の値が最高血圧値ＳＢＰとして決定される構成であっても良い。同様に、最低血圧値ＤＢＰも、周知の補間計算により状態が変化する前後のステップ期間ＴＳｘにおけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣとステップ期間ＴＳｘ＋１におけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣとの間の値に決定される構成であっても良い。

前述の実施例２では、最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙの間における不均衡の程度を表すものとして最大側振れ値比ρ（＝Ｇｘ／γ）が用いられたが、この態様に限らない。例えば、前記不均衡の程度を表すものとして最小側振れ値Ｇｙに対する最大側振れ値Ｇｘの比（＝Ｇｘ／Ｇｙ）が用いられる構成であっても良い。このような構成の場合、最小側振れ値Ｇｙに対する最大側振れ値Ｇｘの比は、「１」である場合が最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙの均衡が最も取れており、「１」を超えて大きくなるほど最大側振れ値Ｇｘ及び最小側振れ値Ｇｙは不均衡となっている。したがって、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最小側振れ値Ｇｙに対する最大側振れ値Ｇｘの比（＝Ｇｘ／Ｇｙ）が、予め実験的に定められた「１」よりも大きい値である所定の比未満の状態からその所定の比以上の状態に変化した場合に、その変化したステップ期間ＴＳにおけるカフ圧信号ＰＫが示す圧迫圧力値ＰＣが最低血圧値ＤＢＰとして決定されても良い。

前述の実施例１では、「所定の第１特定周波数帯域」が１０〜４０Ｈｚの周波数帯域とされていたが、この態様に限らない。例えば、「所定の第１特定周波数帯域」が４０〜７０Ｈｚの周波数帯域とされる態様であっても良い。この態様の場合には、下流側脈波信号ＳＭ３における決定された信号値から４０〜７０Ｈｚの周波数帯域成分の帯域脈波信号波ＢＷ３ｂが抽出され、この帯域脈波信号波ＢＷ３ｂの変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰの少なくとも一方が決定される。

具体的には、帯域脈波信号波ＢＷ３ｂにおける最大振幅値δが判定振幅値δ_ｊｄｇ１［ｍｍＨｇ］未満の状態から判定振幅値δ_ｊｄｇ１以上の状態となる変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰが決定され、帯域脈波信号波ＢＷ３ｂにおける最大振幅値δが判定振幅値δ_ｊｄｇ２［ｍｍＨｇ］以上の状態から判定振幅値δ_ｊｄｇ２未満の状態となる変化に基づいて最低血圧値ＤＢＰが決定される。なお、最大振幅値δは、帯域脈波信号波ＢＷ３ｂにおける振れの最大値と最小値との差（正の値）であり、本発明における「振れの大きさ」に相当する。判定振幅値δ_ｊｄｇ１及び判定振幅値δ_ｊｄｇ２は、それぞれ帯域脈波信号波ＢＷ３ｂにおける最大振幅値δについてコロトコフ音が発生及び消滅したことを判定する判定値として予め実験的に定められたものであり、本発明における「所定の第１判定値」及び「所定の第２判定値」にそれぞれ相当する。

前述の実施例１では、１つの帯域脈波信号波ＢＷ３ａの変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰが決定されていたが、この態様に限らない。例えば、（ａ）下流側脈波信号ＳＭ３における決定された信号値から、所定の第１特定周波数帯域である１０〜４０Ｈｚの周波数帯域成分の帯域脈波信号波ＢＷ３ａと、所定の第１特定周波数帯域とは異なる所定の第２特定周波数帯域である４０〜７０Ｈｚの周波数帯域成分の帯域脈波信号波ＢＷ３ｂと、が抽出され、（ｂ）所定の第１特定周波数帯域の帯域脈波信号波ＢＷ３ａ及び所定の第２特定周波数帯域の帯域脈波信号波ＢＷ３ｂの両方の変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰの少なくとも一方が決定されても良い。なお、所定の第１特定周波数帯域と所定の第２特定周波数帯域とが異なるとは、一部の周波数成分が重なっていても完全に一致していなければ良い。

具体的には、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ１未満の状態から判定振幅値γ_ｊｄｇ１以上の状態となり且つ帯域脈波信号波ＢＷ３ｂにおける最大振幅値δが判定振幅値δ_ｊｄｇ１未満の状態から判定振幅値δ_ｊｄｇ１以上の状態となる変化に基づいて、最高血圧値ＳＢＰが決定される。また、帯域脈波信号波ＢＷ３ａにおける最大振幅値γが判定振幅値γ_ｊｄｇ２以上の状態から判定振幅値γ_ｊｄｇ２未満の状態となり且つ帯域脈波信号波ＢＷ３ｂにおける最大振幅値δが判定振幅値δ_ｊｄｇ２以上の状態から判定振幅値δ_ｊｄｇ２未満の状態となる変化に基づいて、最低血圧値ＤＢＰが決定される。このように、最下流側に位置する下流側膨張袋２６からの脈波を表す下流側脈波信号ＳＭ３から複数の特定周波数帯域の帯域脈波信号波ＢＷ３ａ，ＢＷ３ｂが抽出され、その抽出された複数の帯域脈波信号波ＢＷ３ａ，ＢＷ３ｂの両方の変化に基づいて、最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰの少なくとも一方が決定される。そのため、単数の帯域脈波信号波の変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰが決定される場合に比較して、最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰをより正確に決定することができる。また、前述の実施例２，３と同様の最高血圧値ＳＢＰや最低血圧値ＤＢＰの決定アルゴリズムを複数の特定周波数帯域の帯域脈波信号波のそれぞれに適用して、複数の帯域脈波信号波の両方の変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰの少なくとも一方が決定されても良い。

なお、上述したのはあくまでも本発明の実施例であり、本発明はその趣旨を逸脱しない範囲において当業者の知識に基づいて種々の変更、改良を加えた態様で実施することができる。

１０：上腕（被圧迫部位）
１２：圧迫帯
１４、１１４、２１４：自動血圧測定装置
１６：動脈
２２：上流側膨張袋（複数の膨張袋）
２４：中間膨張袋（複数の膨張袋）
２６：下流側膨張袋（複数の膨張袋、最下流側に位置する膨張袋）
９６：フィルタ処理部
９８、１９８、２９８：血圧値決定部
ＢＬＷ３ｂ：低周波数脈波信号波
ＢＰ：血圧値
ＢＷ３ａ：帯域脈波信号波（所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波）
ＢＷ３ｂ：帯域脈波信号波（所定の第２特定周波数帯域の脈波信号波）
ＤＢＰ：最低血圧値
Ｇｘ：最大側振れ値
Ｇｙ：最小側振れ値
ＳＢＰ：最高血圧値
ＳＭ３：下流側脈波信号（脈波信号）
γ：最大振幅値（振れの大きさ）
γ_ｊｄｇ１：判定振幅値（所定の第１判定値）
γ_ｊｄｇ２：判定振幅値（所定の第２判定値）
δ：最大振幅値（振れの大きさ）
δ_ｊｄｇ１：判定振幅値（所定の第１判定値）
δ_ｊｄｇ２：判定振幅値（所定の第２判定値）
ρ：最大側振れ値比（不均衡度合）
ρ_ｊｄｇ：判定振れ値比（所定の度合）
σ：最大振幅値（振れの大きさ）
σ_ｊｄｇ：判定振幅値（所定の第３判定値）

Claims (9)

1. 生体の被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、前記圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程で前記圧迫帯内の圧力振動である脈波を逐次抽出し、前記脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を測定する自動血圧測定装置であって、
   前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を形成する複数の膨張袋を有するものであり、
   前記複数の膨張袋のうち前記被圧迫部位内の動脈の最下流側に位置する膨張袋からの前記脈波を表す脈波信号から所定の特定周波数帯域の脈波信号波を抽出するフィルタ処理部と、前記所定の特定周波数帯域の脈波信号波の変化に基づいて前記生体の最高血圧値及び最低血圧値の少なくとも一方を決定する血圧値決定部と、を備える
   ことを特徴とする自動血圧測定装置。
2. 前記所定の特定周波数帯域は、所定の第１特定周波数帯域であり、
   前記血圧値決定部は、前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波における振れの大きさが所定の第１判定値未満の状態から前記所定の第１判定値以上の状態となる変化に基づいて前記最高血圧値を決定する
   ことを特徴とする請求項１に記載の自動血圧測定装置。
3. 前記所定の特定周波数帯域は、所定の第１特定周波数帯域であり、
   前記血圧値決定部は、前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波における振れの大きさが所定の第２判定値以上の状態から前記所定の第２判定値未満の状態となる変化に基づいて前記最低血圧値を決定する
   ことを特徴とする請求項１に記載の自動血圧測定装置。
4. 前記所定の特定周波数帯域は、所定の第１特定周波数帯域であり、
   前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波において、振れの最大値と基準値との差である最大側振れ値及び前記基準値と振れの最小値との差である最小側振れ値の間における不均衡の程度を表す不均衡度合が所定の度合未満の状態から前記所定の度合以上の状態となる変化に基づいて、前記血圧値決定部は前記最低血圧値を決定する
   ことを特徴とする請求項１に記載の自動血圧測定装置。
5. 前記所定の第１特定周波数帯域は、１０〜４０Ｈｚの帯域である
   ことを特徴とする請求項２乃至４のいずれか１に記載の自動血圧測定装置。
6. 前記所定の特定周波数帯域は、所定の第２特定周波数帯域であり、
   前記フィルタ処理部は、前記所定の第２特定周波数帯域の帯域脈波信号波から前記所定の第２特定周波数帯域よりも低い所定の低周波数脈波信号波を抽出し、
   前記血圧値決定部は、前記所定の低周波数脈波信号波における振れの大きさが所定の第３判定値以上の状態から前記所定の第３判定値未満の状態となる変化に基づいて前記最低血圧値を決定する
   ことを特徴とする請求項１に記載の自動血圧測定装置。
7. 前記所定の第２特定周波数帯域は、４０〜７０Ｈｚの帯域であり、
   前記所定の低周波数脈波信号波は、１Ｈｚ以下の信号成分である
   ことを特徴とする請求項６に記載の自動血圧測定装置。
8. 前記フィルタ処理部は、前記脈波信号から前記所定の特定周波数帯域として所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波を抽出し、
   前記フィルタ処理部は、前記脈波信号から前記所定の特定周波数帯域として前記所定の第１特定周波数帯域とは異なる所定の第２特定周波数帯域の脈波信号波を抽出し、
   前記血圧値決定部は、前記所定の第１特定周波数帯域の脈波信号波及び前記所定の第２特定周波数帯域の脈波信号波の両方の変化に基づいて前記生体の最高血圧値及び最低血圧値の少なくとも一方を決定する
   ことを特徴とする請求項１に記載の自動血圧測定装置。
9. 前記所定の第１特定周波数帯域は、１０〜４０Ｈｚの帯域であり、
   前記所定の第２特定周波数帯域は、４０〜７０Ｈｚの帯域である
   ことを特徴とする請求項８に記載の自動血圧測定装置。

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