JP2022064746A - 血圧監視装置 - Google Patents

Abstract

【課題】生体に与える負担を軽減し、短時間間隔で血圧を推定することができる血圧監視装置を提供する。【解決手段】血圧監視装置１０によれば、固有関係生成部９２は、生体の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間において圧迫帯の複数の圧迫圧Ｐｃ下でそれぞれ検出された脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ２と動脈の貫壁圧力（＝血圧値ＡＰ－圧迫圧Ｐｃ）との間の予め記憶された線型関係に、実測した血圧値ＡＰＲと前記低圧区間における実際の圧迫圧ＰｃＨ１及びＰｃＨ２と前記低圧区間における実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１及びＰＷＶ２とを適用することで、血圧値ＡＰと圧迫圧Ｐｃと脈波伝播速度ＰＷＶとの間の生体の固有関係を生成し、血圧推定部９４は、前記低圧区間で得られた実際の圧迫圧ＰｃＨｍおよび脈波伝播速度ＰＷＶｍを、前記固有関係に逐次適用することで生体の推定血圧値ＡＰｅを算出する。【選択図】図５

Description

本発明は、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血圧監視装置に関するものである。

一般に用いられている非観血式血圧測定装置では、圧迫帯による圧迫圧を被測定者の最高血圧値以上の圧迫圧まで上昇させてからの降圧期間において、圧迫帯の圧力振動として得られる圧脈波の変化に基づいて被測定者の血圧値が決定されている。たとえば、特許文献１に記載の自動血圧測定装置がそれである。

特許文献１に記載の自動血圧測定装置では、３つの独立した気室をそれぞれ形成する３つの膨張袋を有する圧迫帯が用いられ、圧迫帯による圧迫圧が生体の最高血圧値よりも高く設定された目標圧力値まで昇圧された後、生体の最低血圧値よりも低く設定された測定終了圧力値までの降圧期間において採取された脈波信号の振幅の変化に基づいて最高血圧値及び最低血圧値が決定される。或いは、降圧期間において２つの膨張袋から採取された２つの脈波信号の振幅比に基づいて最高血圧値が決定され、２つの脈波信号の時間差に基づいて最低血圧値が決定される。

特開２０１２－０７１０５９号公報

しかし、上記従来の血圧測定装置によれば、圧迫帯の圧力が生体の最高血圧値よりも高く設定された目標圧力値まで昇圧される。このため、圧迫帯が巻回された生体の四肢の動脈が止血するまで圧迫帯による圧力が高められるので、どこまで強く圧迫されるかについて生体に不安を与えたり、生体に与える負担が大きいという欠点があった。たとえば、生体の四肢の動脈が止血するまで圧迫帯による締めつけ力が高められるので、生体に不安を与え、測定中に生体の心理状態を不安定となって血圧測定の精度が得られない場合があった。また、２４時間自由行動下で連続的に生体の血圧値を監視する場合には、生体の四肢の動脈が止血するまで圧迫帯による締めつけ力が高められると、生体に与えるストレスが大きく、自由行動下における血圧測定値の精度が得られない場合があった。また生体の最高血圧値で止血するまで圧迫帯で圧迫し、次いで生体の最低血圧値まで圧迫圧を降下する必要があり、１回の間歇的測定に時間がかかり測定は非連続的で、より短時間における血圧変動を検知できない場合があった。

本発明は以上の事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、連続的な血圧測定などにおいて、生体に与える負担を軽減することができる血圧監視装置を提供することにある。

本発明者等は、圧迫帯による圧迫圧と動脈の脈波伝播速度との関係を検討するうち、圧迫圧が生体の最低血圧値よりも低い範囲では、動脈の貫壁圧（動脈内血圧－圧迫圧）と脈波伝播速度の２乗値との関係が回帰直線により示されるという点を見出した。また、その回帰直線と生体の実際の血圧値と実際の圧迫圧及び脈波伝播速度とから、最高血圧値、最低血圧値、または、最高血圧値及び最低血圧値と、圧迫圧及び脈波伝播速度関連値との被測定者についての固有の関係を生成し、その固有の関係に実際の複数組の圧迫圧と脈波伝播速度とを適用すると、生体の血圧値を推定できるという点を見出した。本発明は、係る知見に基づいて為されたものである。

すなわち、第１発明の要旨とするところは、幅方向に連ねられた独立した気室を形成する複数の膨張袋を有し、被測定者の被圧迫部位に巻き付けられて前記被測定者の動脈を圧迫する圧迫帯を備え、前記被測定者の推定血圧値を繰り返し推定する血圧監視装置であって、生体の最低血圧値よりも低い低圧区間において前記圧迫帯の複数の圧迫圧下でそれぞれ検出された脈波伝播速度の２乗値と、前記動脈内の血圧値と前記圧迫帯の圧迫圧との圧力差である前記動脈の複数の貫壁圧との間の予め記憶された線型関係を記憶する線型関係記憶部と、前記被測定者の被圧迫部位を前記被測定者の最高血圧値よりも高い圧迫圧で圧迫した後の降圧過程で得られる前記動脈からの脈拍同期波に基づいて、前記被測定者の実際の血圧値を測定する血圧測定部と、前記被測定者について前記実際の血圧値と前記低圧区間における実際の圧迫圧と前記実際の圧迫圧下でそれぞれ得られた脈波間の伝播時間に基づく実際の脈波伝播速度とを前記線型関係に適用することで、前記被測定者の前記実際の血圧値と前記実際の圧迫圧と前記実際の脈波伝播速度との間の前記被測定者についての固有関係を生成する固有関係生成部と、前記被測定者について、前記低圧区間における実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を前記被測定者についての固有関係に適用することで、前記推定血圧値を推定する血圧推定部と、を含むことにある。

第２発明の要旨とするところは、第１発明において、前記血圧推定部が推定する前記推定血圧値は、前記被測定者の推定最低血圧値ＤＡＰｅであり、前記線型関係は、生体の脈波伝播速度をＰＷＶ、生体の最低血圧値をＤＡＰ、生体の圧迫圧をＰｃとすると、以下の（１）式により表される回帰直線であることにある。
ＰＷＶ^２＝ｓ・（ＤＡＰ－Ｐｃ）＋ｉ ・・・ （１）
但し、ｓは前記回帰直線の傾きを示し、ｉは前記回帰直線の切片を示す。

第３発明の要旨とするところは、第２発明において、前記被測定者の固有関係は、それぞれ（１）式で示される２つの方程式に、前記被測定者について実測した最低血圧値ＤＡＰ_ＲをＤＡＰとしてそれぞれ代入し、前記低圧区間内の異なる実際の圧迫圧をＰｃとしてそれぞれ代入し、前記異なる実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極小部位間の伝播時間に基づく実際の脈波伝播速度ＰＷＶ_ＤをＰＷＶとしてそれぞれ代入したときに、未知数ｉおよびｓの解としてそれぞれ得られたｉ_Ｄおよびｓ_Ｄを実測校正値とすると、以下の（２）式により表されるものであることにある。
ＤＡＰｅ＝ＰＷＶ_Ｄ ^２／ｓ_Ｄ－ｉ_Ｄ／ｓ_Ｄ＋Ｐｃ ・・・ （２）

第４発明の要旨とするところは、第３発明において、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極小部位間の伝播時間は、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の二次微分波形において、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の立ち上がり点に対応して発生する頂点間の伝播時間であることにある。

第５発明の要旨とするところは、第３発明又は第４発明において、前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を（２）式の固有関係に逐次適用することで、前記推定最低血圧値を推定する最低血圧推定部を、含むことにある。

第６発明の要旨とするところは、第１発明において、前記血圧推定部が推定する前記推定血圧値は、前記被測定者の推定最高血圧値ＳＡＰｅであり、前記線型関係は、生体の脈波伝播速度をＰＷＶ、生体の最高血圧値をＳＡＰ、生体の圧迫圧をＰｃとすると、以下の（３）式により表される回帰直線であることにある。
ＰＷＶ^２＝ｓ・（ＳＡＰ－Ｐｃ）＋ｉ ・・・ （３）
但し、ｓは前記回帰直線の傾きを示し、ｉは前記回帰直線の切片を示す。

第７発明の要旨とするところは、第６発明において、前記被測定者の固有関係は、それぞれ（３）式でされる２つの方程式に、前記被測定者について実測した最高血圧値ＳＡＰ_ＲをＳＡＰとしてそれぞれ代入し、前記低圧区間内の異なる実際の圧迫圧をＰｃとしてそれぞれ代入し、前記異なる実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極大部位間の伝播時間に基づく実際の脈波伝播速度ＰＷＶ_ＳをＰＷＶとしてそれぞれ代入したときに、未知数ｉおよびｓの解として得られたｉ_Ｓおよびｓ_Ｓを実測校正値とすると、以下の（４）式により表されるものであることにある。
ＳＡＰｅ＝ＰＷＶ_Ｓ ^２／ｓ_Ｓ－ｉ_Ｓ／ｓ_Ｓ＋Ｐｃ ・・・ （４）

第８発明の要旨とするところは、第７発明において、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極大部位間の伝播時間は、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極大点間の伝播時間であることにある。

第９発明の要旨とするところは、第７発明又は第８発明において、前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における、実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を（４）式の固有関係に逐次適用することで、前記推定最高血圧値を推定する最高血圧推定部を、含むことにある。

第１０発明の要旨とするところは、第１発明において、前記血圧推定部が推定する前記推定血圧値は、前記極大部位以後に局所的に形成される切痕部位の発生時の血圧である前記被測定者の推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅであり、前記線型関係は、生体の脈波伝播速度をＰＷＶ、生体の切痕血圧値をＤＮＡＰ、生体の圧迫圧をＰｃとすると、以下の（５）式により表される回帰直線であることにある。
ＰＷＶ^２＝ｓ・（ＤＮＡＰ－Ｐｃ）＋ｉ ・・・ （５）
但し、ｓは前記回帰直線の傾きを示し、ｉは前記回帰直線の切片を示す。

第１１発明の要旨とするところは、第１０発明において、前記被測定者の固有関係は、それぞれ（５）式で示される２つの方程式に、前記被測定者について実測した切痕血圧値をＤＮＡＰとしてそれぞれ代入し、前記低圧区間内の異なる実際の圧迫圧をＰｃとしてそれぞれ代入し、前記異なる実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の切痕部位間の伝播時間に基づく実際の脈波伝播速度ＰＷＶ_ＤＮをＰＷＶとしてそれぞれ代入したときに、未知数ｉおよびｓの解として得られたｉ_ＤＮおよびｓ_ＤＮを実測校正値とすると、以下の（６）式により表されるものであることにある。
ＤＮＡＰｅ＝ＰＷＶ_ＤＮ ^２／ｓ_ＤＮ－ｉ_ＤＮ／ｓ_ＤＮ＋Ｐｃ ・・・ （６）

第１２発明の要旨とするところは、第１１発明において、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の切痕部位間の伝播時間は、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の二次微分波形において、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極大部位に対応する時点の後に発生する頂点間の伝播時間であることにある。

第１３発明の要旨とするところは、第１１発明又は第１２発明において、前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における、実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を（６）式の固有関係に逐次適用することで、前記推定切痕血圧値を推定する切痕血圧推定部を、含むことにある。

第１４発明の要旨とするところは、第１３発明において、前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を、前記被測定者について実測した最低血圧値と前記低圧区間における実際の圧迫圧と前記低圧区間における実際の脈波伝播速度との間の固有関係に適用することで、前記被測定者の推定最低血圧値を推定する最低血圧推定部と、前記最低血圧推定部により推定された推定最低血圧値と前記切痕血圧推定部により推定された前記推定切痕血圧値とに基づいて、前記低圧区間における脈波の大きさと推定血圧値との関係を生成し、前記関係に逐次求められる実際の脈波の最大値を適用することで推定最高血圧値を推定する最高血圧推定部と、を含むことにある。

第１５発明の要旨とするところは、第１発明から第１４発明のいずれか１の発明において、前記低圧区間内の複数の圧迫圧を、前記低圧区間内において、一時的に一定値に維持する複数の区間を形成するように段階的に降圧させる圧迫圧制御部と、前記複数の区間における圧迫圧下で前記複数の膨張袋内で脈拍に同期してそれぞれ発生する圧力振動である脈波を抽出する脈波抽出部と、前記複数の区間においてそれぞれ得られた脈波の時間差と前記複数の膨張袋間の距離とに基づいて前記脈波伝播速度を算出する脈波伝播速度算出部と、を含むことにある。

第１６発明に要旨とするところは、第１発明から第１５発明のいずれか１の発明において、前記圧迫帯は、生体の被圧迫部位に巻き付けられ、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上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋を有し、前記上流側膨張袋、前記中間膨張袋、および前記下流側膨張袋によりそれぞれ同じ圧迫圧で前記被圧迫部位内の動脈を圧迫するものであることにある。

第１発明の血圧監視装置によれば、生体の最低血圧値よりも低い低圧区間において前記圧迫帯の複数の圧迫圧下でそれぞれ検出された脈波伝播速度の２乗値と、前記動脈内の血圧値と前記圧迫帯の圧迫圧との圧力差である前記動脈の複数の貫壁圧との間の予め記憶された線型関係を記憶する線型関係記憶部と、前記被測定者について前記実際の血圧値と前記低圧区間における実際の圧迫圧と前記実際の圧迫圧下でそれぞれ得られた脈波間の伝播時間に基づく実際の脈波伝播速度とを前記線型関係に適用することで、前記被測定者の前記実際の血圧値と前記実際の圧迫圧と前記実際の脈波伝播速度との間の前記被測定者についての固有関係を生成する固有関係生成部と、前記被測定者について、前記低圧区間における実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を前記被測定者についての固有関係に適用することで、前記推定血圧値を推定する血圧推定部と、を含む。これにより、血圧測定部による被測定者の実際の血圧値を測定するときを除いて、推定血圧値の推定に際しては、圧迫帯による圧迫圧は被測定者の最低血圧値よりも低い値とされるので、被測定者に与える負担を軽減し、より連続的な血圧測定が行える。

第２発明および第３発明の血圧監視装置によれば、前記固有関係生成部において、被測定者について実測した最低血圧値と実際の圧迫圧およびその実際の圧迫圧下で得られた脈波の極小部位間の伝播時間に基づく脈波伝播速度とを用いて、最低血圧値と圧迫圧と脈波伝播速度との間の前記被測定者の固有関係が生成される。これにより、血圧推定部は、推定最低血圧値よりも低い低圧区間で得られた実際の圧迫圧およびその実際の圧迫圧下で得られた脈波間の極小部位間の時間差に基づく脈波伝播速度を、固有関係生成部により生成された生体に固有の関係に適用することで、被測定者の推定最低血圧値を容易に推定することができる。

第４発明の血圧監視装置によれば、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極小部位間の伝播時間は、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の二次微分波形において、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の立ち上がり点に対応して発生する頂点間の伝播時間である。このようにすれば、脈波の極小部位間の伝播時間が容易に得られ、推定最低血圧値の推定精度が高められる。

第５発明の血圧監視装置によれば、前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を（２）式の固有関係に逐次適用することで、前記推定最低血圧値を推定する最低血圧推定部を、含むので、被測定者の推定最低血圧値を容易に推定することができる。

第６発明および第７発明の血圧監視装置によれば、前記固有関係生成部において、被測定者について実測した最高血圧値と実際の圧迫圧およびその実際の圧迫圧下で得られた脈波の極大部位間の伝播時間に基づく脈波伝播速度とを用いて、最高血圧値と圧迫圧および脈波伝播速度との間の被測定者の固有関係が生成される。これにより、血圧推定部は、最低血圧値よりも低い低圧区間で得られた実際の圧迫圧およびその実際の圧迫圧下で得られた脈波間の極大部位間の時間差に基づく脈波伝播速度を、関係生成部により生成された被測定者の固有関係に適用することで、被測定者の推定最高血圧値を推定することができる。

第８発明の血圧監視装置によれば、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極大部位間の伝播時間は、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極大点間の伝播時間である。このようにすれば、脈波の極大部位間の伝播時間が容易に得られ、推定最高血圧値の推定精度が高められる。

第９発明の血圧監視装置によれば、前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における、実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を（４）式の固有関係に逐次適用することで、前記推定最高血圧値を推定する最高血圧推定部を、含むので、被測定者の推定最高血圧値を容易に推定することができる。

第１０発明および第１１発明の血圧監視装置によれば、前記固有関係生成部において、被測定者について実測した切痕血圧値と、実際の圧迫圧およびその実際の圧迫圧下で得られた脈波の切痕部位間の伝播時間に基づく脈波伝播速度とを用いて、切痕血圧値と圧迫圧および脈波伝播速度との間の前記被測定者の固有関係が生成される。これにより、血圧推定部は、最低血圧値よりも低い低圧区間で得られた実際の圧迫圧およびその実際の圧迫圧下で得られた脈波間の切痕部位間の時間差に基づく脈波伝播速度を、関係生成部により生成された生体に固有の関係に適用することで、被測定者の切痕血圧値を容易に推定することができる。

第１２発明の血圧監視装置によれば、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の切痕部位間の伝播時間は、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の二次微分波形において、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極大部位に対応する時点の後に発生する頂点間の伝播時間である。このようにすれば、脈波の切痕部位間の伝播時間が容易に得られ、切痕血圧値の推定精度が高められる。

第１３発明の血圧監視装置によれば、前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における、実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を（６）式の固有関係に逐次適用することで、前記推定切痕血圧値を推定する切痕血圧推定部を、含むので、被測定者の推定切痕血圧値を容易に推定することができる。

第１４発明の血圧監視装置によれば、前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を、前記被測定者について実測した最低血圧値と前記低圧区間における実際の圧迫圧と前記低圧区間における実際の脈波伝播速度との間の固有関係に逐次適用することで、前記被測定者の推定最低血圧値を推定する最低血圧推定部と、前記最低血圧推定部により推定された推定最低血圧値と前記切痕血圧推定部により推定された前記推定切痕血圧値とに基づいて、前記低圧区間における脈波の大きさと推定血圧値との関係を生成し、前記関係に逐次求められる実際の脈波の最大値を適用することで推定最高血圧値を推定する最高血圧推定部と、を含む。これにより、被測定者の推定最高血圧値を容易に推定することができる。

第１５発明の血圧監視装置によれば、前記低圧区間内の複数の圧迫圧を、前記低圧区間内において、一時的に一定値に維持する複数の区間を形成するように段階的に降圧させる圧迫圧制御部と、前記複数の区間における圧迫圧下で前記複数の膨張袋内で脈拍に同期してそれぞれ発生する圧力振動である脈波を抽出する脈波抽出部と、前記複数の区間においてそれぞれ得られた脈波の時間差と前記複数の膨張袋間の距離とに基づいて前記脈波伝播速度を算出する脈波伝播速度算出部と、を含む。これにより、圧迫圧が一定値に維持された区間においてそれぞれ得られた脈波は、圧迫圧の変動の影響による歪みのない波形であるので、脈波伝播速度が正確に得られるとともに、固有関係が正確に算出される。

第１６発明の血圧監視装置によれば、前記圧迫帯は、生体の被圧迫部位に巻き付けられ、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上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋を有し、前記上流側膨張袋、前記中間膨張袋、および前記下流側膨張袋によりそれぞれ同じ圧迫圧で前記被圧迫部位内の動脈を圧迫するものである。これにより、生体の四肢に対する圧迫を用いた血圧測定と、脈波伝播速度の検出とが同時に行なうことができる利点がある。

本発明の一実施例である血圧監視装置の構成を説明するブロック図である。 図１の圧迫帯を外周面の一部を切り欠いて示す図である。 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のＩＶ－ＩＶ視断面図であって、上流側膨張袋、中間膨張袋、及び下流側膨張袋を幅方向に切断して示した図である。 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の圧迫圧制御部による圧迫圧制御作動の要部を説明するタイムチャートである。 本発明者等が行なった実験結果を示す図であって、圧迫圧Ｐｃが最低血圧値ＤＡＰ以下の全範囲において圧迫圧Ｐｃを変化させたときに脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２とＬｎ（（ＤＡＰ－Ｐｃ）／Ｐｏ）との関係を示す二次元座標である。 所定の生体である動物（犬）について、貫壁圧と脈波伝播速度との関係について本発明者等が行なった実験Ｎｏ．１の結果を示す二次元座標データを、回帰直線ｙ及び決定係数Ｒ^２を示す図である。 図８と同一生体について、血圧を上昇させた際に本発明者等が行なった実験Ｎｏ．２の結果を、図８と同様に示す図である。 図８及び図９と同一生体について、血圧を上昇させた際に本発明者等が行なった実験Ｎｏ．３の結果を、図８と同様に示す図である。 図８～図１０と同一生体について、血圧を上昇させた際に本発明者等が行なった実験Ｎｏ．４の結果を、図８と同様に示す図である。 図８～図１１と同一生体について、血圧を元の状態へ戻した際に本発明者等が行なった実験Ｎｏ．５の結果を、図８と同様に示す図である。 図８～図１２と同一生体について、血圧を下降させた際に本発明者等が行なった実験Ｎｏ．６の結果を、図８と同様に示す図である。 図８～図１３と同一生体について、血圧を下降させた際に本発明者等が行なった実験Ｎｏ．７の結果を、図８と同様に示す図である。 図８～図１４と同一生体について、血圧を元の状態へ戻した際に本発明者等が行なった実験Ｎｏ．８の結果を、図８と同様に示す図である。 脈波及びその一次微分波形を共通の時間軸上に同時相で重ねた図であって、脈波の極小部位ＭＷＬＭＰ、脈波の極大部位ＭＷＬＸＰ及び脈波の切痕部位ＭＷＬＮＰと、その脈波の一次微分波形の零クロス点ＺＸ１、ＺＸ２及びＺＸ３との対応を示す図である。 脈波及びその二次微分波形を共通の時間軸上に同時相で示す図であって、脈波の極小部位ＭＷＬＭＰ、脈波の切痕部位ＭＷＬＮＰ、及び、脈波の極大部位ＭＷＬＸＰと、その脈波の二次微分波形の頂点ＺＴ１、頂点ＺＴ３、及び、ＭＷＬＸＰと同じ時点ＺＴ２との対応を示す図である。 本発明者等による実験結果を示す図であって、図１の電子制御装置の制御作動により推定された推定最低血圧値と実測された最低血圧値との相関関係を示す図である。 図１の電子制御装置の制御作動を説明するフローチャートである。 本発明の他の実施例における電子制御装置の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図であって、図５に相当する図である。 所定の生体について貫壁圧と脈波伝播速度との関係について、本発明者等が行なった実験Ｎｏ．９の結果を示す二次元座標データを、回帰直線ｙ及び決定係数Ｒ^２を示す図である。 所定の生体である動物（犬）において、カテーテルを用いて直接測定された切痕血圧値ＤＮＡＰと、実測された平均血圧値との相関を示す図である。 図２０の実施例において、モニタ圧維持区間において得られた脈波の極小部位、切痕部位及び極大部位と、推定最低血圧値、推定切痕血圧値及び推定最高血圧値との関係を説明する図である。 図２０の実施例において、推定最高血圧値を推定するために測定対象となる生体について予め求められた関係を示す図である。 図２０の実施例におけ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、各部の寸法比及び形状等は必ずしも正確に描かれていない。

図１は、被測定者である生体１４の、腕、足首のような生体の肢体である被圧迫部位例えば上腕１６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血圧推定装置としても機能する血圧監視装置１０（自動血圧測定装置）を示している。この血圧監視装置１０は、上腕１６内の動脈１８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Ｐｃを降圧させる過程において、動脈１８の容積変化に応答して発生する圧迫帯１２内の圧迫圧Ｐｃの圧力振動である脈波を逐次抽出し、その脈波から得られる情報に基づいて生体１４の最高血圧値ＳＡＰ及び最低血圧値ＤＡＰを測定するものである。

図２は圧迫帯１２を外周側面不織布２０ａの一部を切り欠いて示す図である。図２に示すように、圧迫帯１２は、ＰＶＣ（ｐｏｌｙｖｉｎｙｌ ｃｈｌｏｒｉｄｅ）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及び内周側面不織布２０ｂ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１６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。この圧迫帯１２は、外周側面不織布２０ａの端部に取り付けられた面ファスナ２８ａに内周側面不織布２０ｂの端部に取り付けられた起毛パイル２８ｂが着脱可能に接着されることによって、上腕１６に着脱可能に装着されるようになっている。

上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４及び下流側膨張袋２６は、長手状の圧迫帯１２の幅方向に連ねられて上腕１６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及び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及び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、及び、下流側膨張袋２６を示す平面図であり、図４は図３の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１８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の両側に隣接した状態で配置され、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。この上流側膨張袋２２の中心と中間膨張袋２４の中心とは距離Ｌ１２だけ離れ、上流側膨張袋２２の中心と下流側膨張袋２６の中心とは、距離Ｌ１３だけ離れている。なお、圧迫帯１２が上腕１６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１６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は上腕１６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１６の長手方向すなわち圧迫帯１２の幅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、２４ｇがそれぞれ形成されている。そして、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４に隣接する側の端部２２ａ及び２６ａが一対の折込溝２４ｆ、２４ｇ内にそれぞれ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の端部２４ａと上流側膨張袋２２の端部２２ａとが相互に重ねられ、且つ、中間膨張袋２４の端部２４ｂと下流側膨張袋２６の端部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及び下流側膨張袋２６が等圧で上腕１６を圧迫したとき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も、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２６ｂに備えている。すなわち、上流側膨張袋２２の中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂ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が形成されている。また、下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４とは反対側の端部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２６ｇが形成されている。圧迫帯１２の幅方向に飛び出ないように、折込溝２２ｆを構成するシートは、上流側膨張袋２２内に配置された貫通穴を備える接続シート３８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。同様に、折込溝２６ｇを構成するシートは、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及び下流側膨張袋２６の端部２２ｂ及び２６ｂにおいても上腕１６の動脈１８に対する圧迫圧Ｐｃ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、及び下流側膨張袋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及び２４ｂと上流側膨張袋２２の端部２２ａ及び下流側膨張袋２６の端部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及び下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂ及び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及び下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４側の端部２２ａ及び２６ａと、それが差し入れられている一対の折込溝２４ｆ、２４ｇ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４２ｎ、４２ｍがそれぞれ介在させられている。遮蔽部材４２ｎは、上流側膨張袋２２と中間膨張袋２４との重なり寸法と同様の長さ寸法を備えている。同様に、遮蔽部材４２ｍは、下流側膨張袋２６と中間膨張袋２４との重なり寸法と同様の長さ寸法を備えている。

図３及び図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、及び、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２４ｇとの間の隙間のうちの外周側の隙間には、長手状の遮蔽部材４２ｎ、４２ｍがそれぞれ介在させられている。本実施例では、内周側の隙間に比較して外周側の隙間の方が遮蔽効果が大きいので長手状の遮蔽部材４２ｎ、４２ｍは外周側の隙間に設けられているが、外周側の隙間と内周側の隙間との両方に設けられていてもよい。

遮蔽部材４２ｎ、４２ｍは、上腕１６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１６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。遮蔽部材４２ｎは、上流側膨張袋２２の中間膨張袋２４側の端部２２ａ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。同様に、遮蔽部材４２ｍは、下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４側の端部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、血圧監視装置１０においては、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５８、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を備えている。第２分岐管６２は、空気ポンプ５０と中間膨張袋２４との間を直接開閉するための第２開閉弁Ｅ２を備えている。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を備えている。

第１分岐管５８には、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が接続され、第２分岐管６２には、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が接続され、第３分岐管６４には、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が接続され、主配管５６には、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃを検出するための第４圧力センサＴ４が接続されている。

電子制御装置７０には、第１圧力センサＴ１から上流側膨張袋２２内の圧力値すなわち上流側膨張袋２２の圧迫圧Ｐｃ１を示す出力信号が供給され、第２圧力センサＴ２から中間膨張袋２４内の圧力値すなわち中間膨張袋２４の圧迫圧Ｐｃ２を示す出力信号が供給され、第３圧力センサＴ３から下流側膨張袋２６内の圧力値すなわち下流側膨張袋２６の圧迫圧Ｐｃ３を示す出力信号が供給され、第４圧力センサＴ４から圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃを示す出力信号が供給される。

電子制御装置７０は、ＣＰＵ７２、ＲＡＭ７４、ＲＯＭ７６、表示装置７８、及び図示しない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、血圧推定開始操作釦８０の操作に応答して、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、及び第３開閉弁Ｅ３をそれぞれ制御することにより、自動血圧測定制御を実行し、測定結果を表示装置７８に表示させる。

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、電子制御装置７０は、線型関係記憶部８２、血圧測定部８４、圧迫圧制御部８６、脈波抽出部８８、脈波伝播速度算出部９０、固有関係生成部９２、最低血圧推定部９６及び最高血圧推定部９８を有する血圧推定部９４を、機能的に備えている。図６は、圧迫圧制御部８６による圧迫帯１２の圧迫圧制御作動の要部を説明するタイムチャートである。

線型関係記憶部８２は、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間において、圧迫帯１２の複数の圧迫圧Ｐｃ下でそれぞれ検出された複数の脈波伝播速度ＰＷＶの２乗値ＰＷＶ^２と動脈１８内の血圧値ＡＰと圧迫圧Ｐｃとの圧力差である動脈１８の貫壁圧（ＡＰ－Ｐｃ）との間の記憶された線型関係を予め記憶する。具体的には、最低血圧値ＤＡＰに関しては（１）式により表される線型の関係である回帰直線を記憶し、最高血圧値ＳＡＰに関しては、（３）式により表される線型の関係である回帰直線を記憶する。

ＰＷＶ^２＝ｓ・（ＤＡＰ－Ｐｃ）＋ｉ ・・・ （１）
ＰＷＶ^２＝ｓ・（ＳＡＰ－Ｐｃ）＋ｉ ・・・ （３）
但し、ｓは回帰直線の傾きを示し、ｉは回帰直線の切片を示す。

以下において、上記の回帰直線を説明する。一般に、動脈内の脈波伝播速度は、（７）式に示すBramwell Hillの式が知られている。（７）式において、Ｖは動脈の容積、Ｐは動脈内の血圧、ρは血液の密度である。ここで、血管断面積をＡとし、膨張袋間の距離をＬとしたときの動脈容積Ｖは（８）式で表され、その（６）式の両辺をＡで微分すると、（９）式となる。

ＰＷＶ＝√（（Ｖ・ｄＰ）／（ρ・ｄＶ）） ・・・ （７）
Ｖ＝Ａ・Ｌ ・・・ （８）
ｄＶ＝ｄＡ・Ｌ ・・・ （９）

また、血圧Ｐと血管断面積Ａとは、（１０）式に示す指数関数定数Ｐｏ及び係数αを含む指数関数モデル式が確立されており、その（１０）式は（１１）式に書き替えられる。ここで、簡単化のために密度ρを１とすると、（７）式、（９）式、（１１）式から、脈波伝播速度ＰＷＶと血圧値ＡＰとの関係は、（１２）式により表される。

Ｐ＝Ｐｏ・ｅ^αＡ ・・・ （１０）
ｄＰ＝α・Ｐ・ｄＡ ・・・ （１１）
ＰＷＶ^２＝Ｐ・Ｌｎ（Ｐ／Ｐｏ） ・・・ （１２）

生体の最低血圧値ＤＡＰが安定しているとしたとき、圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｃを生体の最低血圧値ＤＡＰよりも低い圧力域（低圧区間）で変化させた際に、動脈１８の血管壁にかかる圧力差である貫壁圧（ＤＡＰ－Ｐｃ）と脈波伝播速度ＰＷＶとは個々の脈拍において逐次対応しながら変化する。そのため、上記（１２）式はある脈拍において次の数式モデル式（１３）式に置き換えられる。

ＰＷＶ^２＝（ＤＡＰ－Ｐｃ）・Ｌｎ（（ＤＡＰ－Ｐｃ）／Ｐｏ）・・・（１３）
但し、Ｐｃ＜ＤＡＰ

上記（１３）式において、右辺中のＰｏを含む項であるＬｎ（（ＤＡＰ－Ｐｃ）／Ｐｏ）と左辺ＰＷＶ^２の関係は、最低血圧値ＤＡＰが安定していて圧迫圧Ｐｃが２０ｍｍＨｇ～６０ｍｍＨｇの範囲、すなわち図７に示す範囲Ｂでは一定値であることが、本発明者等により見出された。図７は、脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２を示す横軸とＬｎ（（ＤＡＰ－Ｐｃ）／Ｐｏ）を示す縦軸との二次元座標であり、圧迫圧Ｐｃが最低血圧値ＤＡＰ以下の全範囲において圧迫圧Ｐｃを変化させたときに脈波伝播速度ＰＷＶを測定したデータからＰＷＶ^２及びＬｎ（（ＤＡＰ－Ｐｃ）／Ｐｏ）を算出したときの曲線を示している。そして、圧迫圧Ｐｃが最低血圧値ＤＡＰよりも充分に低い圧たとえば２０ｍｍＨｇ～６０ｍｍＨｇの範囲Ｂでは、Ｌｎ（（ＤＡＰ－Ｐｃ）／Ｐｏ）が、略一定となる。

また、幅方向において連ねられた独立した上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、下流側膨張袋２６を有する３連の圧迫帯１２において、圧迫圧Ｐｃの生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い圧力域内で異なる複数段階で一定圧に維持させる段階的降圧過程において、一対の上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６からそれぞれ得られる脈波の立ち上がり点の位相差（伝播時間）Δｔとそのときの圧迫圧Ｐｃとを同時に計測できる。一対の上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６間の距離Ｌ１３は既知であるため、各脈波毎の脈波伝播速度ＰＷＶ（＝Ｌ１３／Δｔ）を逐次算出することができる。そして、上記（１３）式中のＬｎ（（ＤＡＰ－Ｐｃ）／Ｐｏ）の項は、生体の最低血圧値ＤＡＰよりも低い圧力域（低圧区間）たとえば圧迫圧Ｐｃが２０～６０ｍｍの低域範囲では、一定値κを示すとすると、（１３）式は、（１４）式に示すように書き替えられる。

ＰＷＶ^２ ∝ κ・（ＤＡＰ－Ｐｃ） ・・・ （１４）

（１４）式の脈波伝播速度ＰＷＶと貫壁圧（ＤＡＰ－Ｐｃ）との間の関係をより一般化すると、傾きをｓ、切片をｉとする回帰直線すなわち、前記の（１）式となる。所定の被測定者について、予め最低血圧値ＤＡＰ_Ｒを実測し、次いで被測定者の最低血圧値ＤＡＰ_Ｒよりも低い圧力域（低圧区間）内で相互に異なる複数の圧迫圧においてそれぞれ測定された複数組の圧迫圧Ｐｃ及び脈波伝播速度ＰＷＶを、（１）式と同じ２つの方程式に代入することで、それら連立方程式の２つの未知数であるｉ及びｓの解としてそれぞれ得られたｉ_Ｄ及びｓ_Ｄを実測校正値とすると、後述の（２）式に示す固有関係が得られる。

本発明者等は、同一の生体（犬）で、薬剤で血圧を広範に変化させた８時点で血圧測定血管内カテーテルを用いて最低血圧値ＤＡＰ_Ｒをそれぞれ測定するとともに、それら生体の最低血圧よりも低い低圧区間内の相互に異なる複数の圧迫圧Ｐｃと、その圧迫圧下においてそれぞれ測定された複数の脈波伝播速度ＰＷＶとの複数組のデータから、貫壁圧（ＤＡＰ－Ｐｃ）を算出し、貫壁圧（ＤＡＰ－Ｐｃ）と脈波伝播速度ＰＷＶの２乗値ＰＷＶ^２との間の回帰直線を求める実験をそれぞれ行なった。

図８～図１５は、本発明者等が行なった、１頭の実験動物（犬）において薬剤で広範に血圧を変化させた８時点（８つの実験Ｎｏ．１からＮｏ．８）で、血圧計測血管内カテーテルを用いて得られた複数のデータから、貫壁圧（ＤＡＰ－Ｐｃ）と脈波伝播速度ＰＷＶの２乗値ＰＷＶ^２との関係を二次元座標に示した図である。図８～図１５に示されるように、上記実験Ｎｏ．１からＮｏ．８のいずれにおいても、回帰直線ｙの決定係数Ｒ^２の値は０．９４～０．９９であって１に近い値が得られ、質の高い線型関係が得られた。すなわち、（１）式で表される回帰直線が血圧を大きく変動させても安定して得られることが確認された。

血圧測定部８４は、固有関係生成部９２による（２）式の固有関係の生成に先立って、被測定者の実際の最高血圧値ＳＡＰ_Ｒ及び実際の最低血圧値ＤＡＰ_Ｒを測定する。この血圧測定では、たとえばよく知られたオシロメトリック法に従って、圧迫圧制御部８６により被測定者の最高血圧よりも高い昇圧目標値まで圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｃが昇圧させられた後、その圧迫圧Ｐｃが徐速降圧される降圧過程で、中間膨張袋２４の圧迫圧Ｐｃ２に重畳する、脈拍に同期して脈動する脈波が検出され、その脈波の振幅の最大値を結ぶエンベロープ（包絡線）の変曲点に対応する圧迫圧Ｐｃに基づいて、最高血圧値ＳＡＰ_Ｒ及び最低血圧値ＤＡＰ_Ｒが決定される。また、この血圧測定では、たとえばよく知られたコロトコフ音法に従って、上記降圧過程でマイクロホンにより検出される脈拍に同期して発生する血管音（コロトコフ音）が発生したときの圧迫圧Ｐｃ及び消滅したときの圧迫圧Ｐｃに基づいて、実際の最高血圧値ＳＡＰ_Ｒ及び最低血圧値ＤＡＰ_Ｒが決定されてもよい。上記脈波及び血管音は、生体の脈拍に同期して発生する脈拍同期波である。

圧迫圧制御部８６は、図５に示す血圧推定開始操作釦８０の操作に応答して、まず、被測定者となる生体１４の実際の血圧値ＡＰ_Ｒを得るための血圧測定部８４による測定のために、急速排気弁５２及び排気制御弁５４を閉じ、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、及び第３開閉弁Ｅ３を開き、空気ポンプ５０を作動させることにより、生体１４の最高血圧値ＳＡＰよりも充分に高い圧、例えば１８０ｍｍＨｇに予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭとなるまで圧迫帯１２の生体１４に対する圧迫圧Ｐｃを急速昇圧させる。

次いで、圧迫圧制御部８６は、排気制御弁５４を所定の周期で所定の期間繰り返し開くことで、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも充分に低い圧、例えば６０ｍｍＨｇに予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥに到達するまでの間で複数の一定のステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘが順次維持されるように、予め設定された降圧速度で圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃを、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが測定終了圧力値ＰＣＥよりも小さくなるまで、階段（ステップ）状に徐速降圧させる。このように制御された圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃは、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６は同じ圧迫圧Ｐｃで生体１４に対して圧迫するが、図６では第４圧力センサにより検出された圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが示されている。

次いで、被測定者となる生体１４の複数の脈波伝播速度ＰＷＶとして、実際の第１の脈波伝播速度ＰＷＶ１及び第２の脈波伝播速度ＰＷＶ２を得るために、圧迫圧制御部８６は、一時的に一定の第１維持圧ＰｃＨ１を維持する第１維持区間（ｔｋ２時点～ｔｋ３時点）、第１維持圧ＰｃＨ１よりも低い第２維持圧ＰｃＨ２を維持する第２維持区間（ｔｋ４時点～ｔｋ５時点）が順次形成されるように圧迫圧Ｐｃを段階的に降圧させた後、急速排気弁５２を用いて上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６内の圧力をそれぞれ大気圧まで排圧する。第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持圧ＰｃＨ２は、被測定者である生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも充分に低い圧、例えば２０～６０ｍｍＨｇの範囲内において予め設定された値である。

そして、圧迫圧制御部８６は、後述の固有関係生成部９２によってたとえば後述の（２）式、及び、後述の（４）式に示す固有関係が生成された後は、（２）式及び（４）式から生体１４の推定最高血圧値ＳＡＰｅ及び推定最低血圧値ＤＡＰｅを推定するために、電子制御装置７０において発生させられる所定の血圧推定周期たとえば数十秒から数分程度の周期で繰り返し出される血圧推定開始指令（ｔｍ１時点）に応答して、被測定者である生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも充分に低い圧、例えば２０～６０ｍｍＨｇの範囲内において予め設定された一定のモニタ圧ＰｃＨｍをモニタ圧維持区間（ｔｍ２時点～ｔｍ３時点）維持するように圧迫圧Ｐｃを制御する。

圧迫圧制御部８６は、モニタ圧維持区間（ｔｍ２時点～ｔｍ３時点）が終了すると、急速排気弁５２を用いて上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６内の圧力をそれぞれ大気圧まで排圧する。圧迫圧制御部８６は、繰り返し出される血圧推定開始指令（ｔｍ１時点）に応答して、このような血圧推定のための圧迫圧制御サイクルを繰り返し実行する。上記モニタ圧ＰｃＨｍは、第１維持区間（ｔｋ２時点～ｔｋ３時点）において維持される第１維持圧ＰｃＨ１、又は、第２維持区間（ｔｋ４時点～ｔｋ５時点）において維持される第２維持圧ＰｃＨ２と同じであってもよいし、異なる維持圧であってもよい。

脈波抽出部８８は、被測定者である生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも充分に低い圧、例えば２０～６０ｍｍＨｇの範囲内において予め設定された第１維持区間の第１維持圧ＰｃＨ１下において、第１圧力センサＴ１からの上流側膨張袋２２内の圧迫圧ＰｃＨ１を示す出力信号、及び、第３圧力センサＴ３からの下流側膨張袋２６の圧迫圧ＰｃＨ１を示す出力信号から、０Ｈｚ～２５Ｈｚ未満の波長帯の信号を弁別する脈波弁別用のローパスフィルタを通して得た１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３をそれぞれ抽出し、記憶させる。

また、脈波抽出部８８は、第１維持圧ＰｃＨ１よりも低い値に設定された第２維持区間の第２維持圧ＰｃＨ２下において、第１圧力センサＴ１からの上流側膨張袋２２内の圧迫圧ＰｃＨ２を示す出力信号、及び、第３圧力センサＴ３からの下流側膨張袋２６内の圧迫圧ＰｃＨ２を示す出力信号から、上記脈波弁別用のローパスフィルタを通して１対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３をそれぞれ抽出し、記憶させる。

一対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３、及び一対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３は、圧迫圧ＰｃＨ１及び圧迫圧ＰｃＨ２に重畳している脈拍に同期して発生する圧力振動波である。脈波抽出部８８は、脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３、及び、脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３と、それらが発生したときの圧迫圧Ｐｃとを互いに紐付けて記憶する。また、上記のように、脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３、及び、脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３は、０Ｈｚ～２５Ｈｚ未満の波長帯の信号を弁別する脈波採取用ローパスフィルタ処理により得られるものであるから、脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３、及び、脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の大きさは、たとえば後述の図１６に示すように、圧迫圧Ｐｃと同じ単位ｍｍＨｇで表される。

脈波伝播速度算出部９０は、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも充分に低い領域内の複数の区間、たとえば第１維持区間（ｔｋ２時点～ｔｋ３時点）及び第２維持区間（ｔｋ４時点～ｔｋ５時点）において、それぞれ得られた１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３間の時間差（伝播時間）Δｔ１１３、及び一対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３間の時間差（伝播時間）Δｔ２１３を算出する。次いで、脈波伝播速度算出部９０は、時間差Δｔ１１３及びΔｔ２１３と、伝播距離である上流側膨張袋２２と下流側膨張袋２６との間の距離Ｌ１３とに基づいて、第１維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ１（＝Ｌ１３／Δｔ１１３）、及び第２維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ２（＝Ｌ１３／Δｔ２１３）を、それぞれ算出し、記憶させる。

図１６は、脈波ＭＷの振幅及びその一次微分波形ｄＭＷ／ｄｔを共通の時間軸上に同時相で重ねた図であって、脈波の一次微分波形ｄＭＷ／ｄｔの負から正へ向う零クロス点ＺＸ１が脈波ＭＷの極小部位（ローカルミニマム点）ＭＷＬＭＰと同じ時点であること、脈波の一次微分波形ｄＭＷ／ｄｔの正から負へ向う零クロス点ＺＸ２が脈波ＭＷの極大部位（最大ピーク点すなわちローカルマキシマム点）ＭＷＬＸＰと同じ時点であること、脈波の一次微分波形ｄＭＷ／ｄｔの負から正へ向う零クロス点ＺＸ３が脈波ＭＷの極大部位ＭＷＬＸＰよりも後の切痕部位（切痕点すなわちダイクロティックノッチ点）ＭＷＬＮＰと同じ時点であることを示している。

脈波伝播速度算出部９０は、推定最低血圧値ＤＡＰｅを推定する固有関係である（２）式を生成するために、時間差Δｔ１１３及びΔｔ２１３として、１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極小部位間の時間差Δｔ１１３_Ｄ、一対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の極小部位間の時間差Δｔ２１３_Ｄを、それぞれ算出する。脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極小部位、及び脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の極小部位は、たとえば、脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の立ち上がり点或いは脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の一次微分波の負から正へ向う零クロス点、及び脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の立ち上がり点或いは脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の一次微分波の負から正へ向う零クロス点が用いられる。そして、脈波伝播速度算出部９０は、第１維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔ１１３_Ｄ）、及び第２維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔ２１３_Ｄ）を、それぞれ算出する。

脈波伝播速度算出部９０は、推定最高血圧値ＳＡＰｅを推定する固有関係である（４）式を生成するために用いる時間差Δｔ１１３及びΔｔ２１３として、１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極大部位間の時間差Δｔ１１３_Ｓ、一対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の極大部位間の時間差Δｔ２１３_Ｓを、算出する。脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極大部位、及び脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の極大部位は、たとえば、脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の最大ピーク点或いは脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の一次微分波の正から負へ向う零クロス点、及び脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の最大ピーク点或いは脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の一次微分波の正から負へ向う零クロス点が用いられる。脈波伝播速度算出部９０は、推定最高血圧値ＳＡＰｅの推定のために用いるための、第１維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｓ（＝Ｌ１３／Δｔ１１３_Ｓ）、及び第２維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｓ（＝Ｌ１３／Δｔ２１３_Ｓ）を、それぞれ算出する。

なお、図１６では、脈波ＭＷの一次微分波形ｄＭＷ／ｄｔを用いて、脈波ＭＷの極小部位ＭＷＬＭＰ、極大部位ＭＷＬＸＰ、切痕部位ＭＷＬＮＰ等が求められることが示されていたが、図１７に示すように、脈波ＭＷ及びその二次微分波形ｄ^２ＭＷ／ｄｔ^２を用いて求めることもできる。図１７は、脈波ＭＷ及びその脈波ＭＷの二次微分波形ｄ^２ＭＷ／ｄｔ^２を共通の時間軸上に同時相で示す図であって、脈波ＭＷの極小部位ＭＷＬＭＰ及び切痕部位ＭＷＬＮＰと、その脈波ＭＷの二次微分波形の頂点ＺＴ１及びＺＴ３との対応を示している。図１７において、二次微分波形ｄ^２ＭＷ／ｄｔ^２の周期内における１つ目の頂点（ピーク点）ＺＴ１は脈波ＭＷの立ち上がり時点である極小部位ＭＷＬＭＰと同じ時点となっている。また、脈波ＭＷの極大部位ＭＷＬＸＰと同じ時点である二次微分波形の時点ＺＴ２の後の二次微分波形上で最大値をとる頂点ＺＴ３が、切痕部位ＭＷＬＮＰと同じ時点となっている。

図１７に示す二次微分波形を用いる場合は、脈波伝播速度算出部９０は、たとえば、推定最低血圧値ＤＡＰｅを推定する固有関係である（２）式を生成するために用いる時間差Δｔ１１３及びΔｔ２１３として、１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の二次微分波形の頂点（ピーク点）ＺＴ１間の時間差Δｔ１１３_Ｄ、一対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の二次微分波形の頂点（ピーク点）ＺＴ１間の時間差Δｔ２１３_Ｄを、それぞれ算出し、第１維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔ１１３_Ｄ）、及び第２維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔ２１３_Ｄ）を、それぞれ算出する。脈波伝播速度算出部９０は、推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅを推定する固有関係である（６）式を生成する場合も、二次微分波形から同様にして、時間差Δｔ１１３_ＤＮ及びΔｔ２１３_ＤＮ、脈波伝播速度ＰＷＶ１_ＤＮ、脈波伝播速度ＰＷＶ２_ＤＮを、算出する。

脈波伝播速度算出部９０は、（２）式及び（４）式の固有関係が生成された後は、血圧推定開始指令（ｔｍ１時点）毎に形成される一定のモニタ圧ＰｃＨｍのモニタ圧維持区間（ｔｍ２時点～ｔｍ３時点）において、１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極小部位間の時間差Δｔ１１３_Ｄ及び極大部位間のΔｔ１１３_Ｓを算出し、それら時間差Δｔ１１３_Ｄ及びΔｔ１１３_Ｓから、（２）式の推定最低血圧値ＤＡＰｅに用いる脈波伝播速度ＰＷＶ_Ｄ及び（４）式の推定最高血圧値ＳＡＰｅの推定に用いる脈波伝播速度ＰＷＶ_Ｓを、それぞれ算出する。

固有関係生成部９２は、被測定者である生体１４について、実際の最高血圧値ＳＡＰ_Ｒ、実際の最低血圧値ＤＡＰ_Ｒと、前記低圧区間における実際の圧迫圧すなわち圧迫圧ＰｃＨ１及び圧迫圧ＰｃＨ２、及び、その圧迫圧ＰｃＨ１及び圧迫圧ＰｃＨ２下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｓ、脈波伝播速度ＰＷＶ２_ＳまたはＰＷＶ１_Ｄ、ＰＷＶ２_Ｄとの間の、（２）式、（４）式に示す固有関係を、それぞれ生成し、記憶する。この固有関係は、以後の監視サイクルに繰り返し用いられる。

固有関係生成部９２は、線型関係を示す（１）式でそれぞれ示される２つの方程式に、血圧測定部８４により実測した最低血圧値ＤＡＰ_ＲをＤＡＰとしてそれぞれ代入し、被測定者である生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間内の複数の圧迫圧（第１維持区間の第１維持圧）ＰｃＨ１及び圧迫圧（第２維持区間の第２維持圧）ＰｃＨ２毎にそれぞれ得られた一対の脈波の極小部位間の伝播時間Δｔ１１３_Ｄ及び時間差Δｔ２１３_Ｄに基づく実際の脈波伝播速度をＰＷＶ１_Ｄ及びＰＷＶ２_Ｄとしてそれぞれ代入したときに、２つの方程式の２つの未知数ｉ及びｓの解としてそれぞれ得られたｉ_Ｄ及びｓ_Ｄを実測校正値とすることで、（２）式により表される最低血圧推定のための固有関係を、被測定者である生体１４について生成する。

ＤＡＰｅ＝ＰＷＶ_Ｄ ^２／ｓ_Ｄ－ｉ_Ｄ／ｓ_Ｄ＋Ｐｃ ・・・ （２）

固有関係生成部９２は、線型関係を示す（３）式でそれぞれ示される２つの方程式に、血圧測定部８４により実測した最高血圧値ＳＡＰ_ＲをＳＡＰとしてそれぞれ代入し、被測定者である生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間内の複数の圧迫圧（第１維持区間の第１維持圧）ＰｃＨ１及び圧迫圧（第２維持区間の第２維持圧）ＰｃＨ２毎にそれぞれ得られた一対の脈波の極大部位間の伝播時間Δｔ１１３_Ｓ及び時間差Δｔ２１３_Ｓに基づく実際の脈波伝播速度をＰＷＶ１_Ｓ及びＰＷＶ２_Ｓとしてそれぞれ代入したときに、２つの方程式の２つの未知数ｉ及びｓの解としてそれぞれ得られたｉ_Ｓ及びｓ_Ｓを実測校正値とすることで、（４）式により表される最高血圧推定のための固有関係を、被測定者である生体１４について生成する。

ＳＡＰｅ＝ＰＷＶ_Ｓ ^２／ｓ_Ｓ－ｉ_Ｓ／ｓ_Ｓ＋Ｐｃ ・・・ （４）

血圧推定部９４は、最低血圧推定部９６及び最高血圧推定部９８を備えている。最低血圧推定部９６は、（２）式に示す固有関係が求められた後において、血圧推定サイクル毎に、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも充分に低い低圧区間における実際の圧迫圧ＰｃＨ１及びその圧迫圧ＰｃＨ１下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄ、または実際の圧迫圧ＰｃＨ２及びその圧迫圧ＰｃＨ２下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｄを、（２）式に示す固有関係に適用することで、被測定者である生体１４の推定最低血圧値ＤＡＰｅを推定する。圧迫圧制御に関しては、第１維持区間及び第２維持区間の一方だけが設けられてもよい。また、（２）式の示す固有関係に圧迫圧ＰｃＨ１と脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄとを適用することで得られた推定最低血圧値と、（２）式の示す固有関係に圧迫圧ＰｃＨ２と脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｄとを適用することで推定された最低血圧値との平均値が推定最低血圧値ＤＡＰｅとして推定されてもよい。

最高血圧推定部９８は、（４）式に示す固有関係が求められた後において、血圧推定サイクル毎に、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも充分に低い低圧区間における実際の圧迫圧ＰｃＨ１及びその圧迫圧ＰｃＨ１下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｓ、または実際の圧迫圧ＰｃＨ２及びその圧迫圧ＰｃＨ２下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｓを、（４）式に示す固有関係に適用することで、被測定者である生体１４の推定最高血圧値ＳＡＰｅを推定する。

図１８は、本発明者等が行なった、１頭の実験動物（犬）において薬剤で広範に血圧を変化させた８時点で、血圧計測血管内カテーテルを用いてそれぞれ実測した最低血圧値ＤＡＰ_Ｒと、本実施例の血圧監視装置を用いて上記のように求めた固有関係式（２）式を用いて最低血圧推定部９６によりそれぞれ推定した推定最低血圧値ＤＡＰｅとの関係を示している。図１８は、推定した推定最低血圧値ＤＡＰｅを示す横軸と実測した最低血圧値ＤＡＰ_Ｒを示す縦軸との二次元座標であって、そこに示された８点のプロットの回帰直線は、ｙ＝０．６６４８ｘ＋３２．１５４であり、決定係数Ｒ^２は、Ｒ^２＝０．９５であるので、推定した推定最低血圧値ＤＡＰｅと実測した最低血圧値ＤＡＰ_Ｒとの間で高い相関性が存在していることが確認された。

図１９は、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。血圧推定開始操作釦８０がオンに操作されると、圧迫圧制御部８６に対応するステップ（以下、「ステップ」を省略する）Ｓ１では、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが昇圧される。具体的には、図６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内及びそれに連通された上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６内の圧力が急速に高められる。そして、圧迫帯１２による上腕１６の圧迫が開始される。

次いで、圧迫圧制御部８６に対応するＳ２では、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃを示す第４圧力センサＴ４の出力信号に基づいて、その圧迫圧Ｐｃが予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭ（例えば１８０ｍｍＨｇ）以上であるか否かが判定される。図６の時間ｔ２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。

圧迫圧Ｐｃが昇圧目標圧力値ＰＣＭに到達してＳ２の判定が肯定されると、圧迫圧制御部８６に対応するＳ３では、空気ポンプ５０の作動が停止され、上流側膨張袋２２、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが例えば３～５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ毎に予め設定されたステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘが順次形成されるステップ降圧で徐速排気するように排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２及び第３開閉弁Ｅ３が作動させられる。上記ステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘを保持する場合には第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、及び第３開閉弁Ｅ３がそれぞれ閉状態とされる。図６の時間ｔ２は上記徐速排気の開始時点であり、また時間ｔ３～ｔ４の間は圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃがステップ圧Ｐ１に所定時間例えば２拍が発生する間保持されている時間である。

次いで、Ｓ４では、圧迫圧Ｐ１、Ｐ２及びＰ３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及び第３圧力センサＴ３からの出力信号に対して、たとえば０Ｈｚ～２５Ｈｚ未満の波長帯の信号を弁別する脈波採取用ローパスフィルタ処理がそれぞれ為され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からの脈波を示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２及びＳＭ３が抽出されるとともに、第４圧力センサＴ４からの出力信号に対してたとえば数Ｈｚ未満の波長帯のローパスフィルタ処理が為されることにより交流成分が除去された圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが抽出され、記憶される。

圧迫圧制御部８６に対応するＳ５では、圧迫圧Ｐｃが予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥ（例えば６０ｍｍＨｇ）以下であるか否かが判定される。このＳ５の判定が否定される場合、すなわち図６の時間ｔ１１より前の時点では、上記Ｓ５の判定が否定されてＳ３以下が繰り返し実行される。

上記Ｓ５の判断が肯定されると、血圧測定部８４に対応するＳ６及びＳ７において、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが最高血圧値ＳＡＰよりも充分に高い予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭから下降させられる過程で順次得られた脈波信号ＳＭ２（中間脈波）のピーク値を結ぶ包絡線（エンベロープ）の変曲点すなわちエンベロープの一次微分波形の極大点及び極小点にそれぞれ対応する一対の圧迫圧Ｐｃが、被測定者となる生体１４の実際の最高血圧値ＳＡＰ_Ｒ及び最低血圧値ＤＡＰ_Ｒとしてそれぞれ測定される。これら実際の最高血圧値ＳＡＰ_Ｒ及び最低血圧値ＤＡＰ_Ｒは、被測定者である生体１４の血圧推定に用いる固有関係すなわち（２）式及び（４）式の生成のために用いられる。

次に、圧迫圧制御部８６に対応するＳ８では、圧迫圧Ｐｃが一時的に一定の第１維持圧ＰｃＨ１を維持する第１維持区間（ｔｋ２時点～ｔｋ３時点）となるように制御される。

続いて、脈波抽出部８８に対応するＳ９では、第１維持圧ＰｃＨ１下において第１圧力センサＴ１からの上流側膨張袋２２内の圧迫圧ＰｃＨ１を示す出力信号、及び第３圧力センサＴ３からの下流側膨張袋２６の圧迫圧ＰｃＨ１を示す出力信号から、脈波弁別用のバンドパスフィルタを通して１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３がそれぞれ抽出され、記憶される。

次いで、脈波伝播速度算出部９０に対応するＳ１０では、１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極小部位間の時間差Δｔ１１３_Ｄが算出され、その時間差Δｔ１１３_Ｄから、第１維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔ１１３_Ｄ）が算出される。同時に、また、Ｓ１０では、１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極大部位間の時間差Δｔ１１３_Ｓが算出され、その時間差Δｔ１１３_Ｓから、第１維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｓ（＝Ｌ１３／Δｔ１１３_Ｓ）が算出される。

そして、圧迫圧制御部８６に対応するＳ１１では、圧迫圧Ｐｃが第１維持圧ＰｃＨ１よりも低い第２維持圧ＰｃＨ２を維持する第２維持区間（ｔｋ４時点～ｔｋ５時点）となるように制御される。

続いて、脈波抽出部８８に対応するＳ１２では、第２維持圧ＰｃＨ２下において第１圧力センサＴ１からの上流側膨張袋２２内の圧迫圧ＰｃＨ２を示す出力信号、及び第３圧力センサＴ３からの下流側膨張袋２６の圧迫圧ＰｃＨ２を示す出力信号から、脈波弁別用のバンドパスフィルタを通して１対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３がそれぞれ抽出され、記憶される。

次いで、脈波伝播速度算出部９０に対応するＳ１３では、１対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の極小部位間の時間差Δｔ２１３_Ｄが算出され、その時間差Δｔ２１３_Ｄから、第２維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔ２１３_Ｄ）が算出される。同時に、また、Ｓ１３では、１対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の極大部位間の時間差Δｔ２１３_Ｓが算出され、その時間差Δｔ２１３_Ｓから、第２維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｓ（＝Ｌ１３／Δｔ２１３_Ｓ）が算出される。

固有関係生成部９２に対応するＳ１４では、線型関係を示す（１）式でそれぞれ示される２つの方程式に、Ｓ６で実測された最低血圧値ＤＡＰ_ＲをＤＡＰとしてそれぞれ代入し、第１維持区間の第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持区間の第２維持圧ＰｃＨ２毎にそれぞれ得られた一対の脈波の極小部位間の伝播時間Δｔ１１３_Ｄ及び時間差Δｔ２１３_Ｄに基づく実際の脈波伝播速度をＰＷＶ１_Ｄ及びＰＷＶ２_Ｄとしてそれぞれ代入したときに、２つの方程式の２つの未知数ｉ及びｓの解としてそれぞれ得られたｉ_Ｄ及びｓ_Ｄを実測校正値とすることで、（２）式により表される最低血圧推定のための固有関係が、被測定者である生体１４について生成される。

また、Ｓ１４では、線型関係を示す（３）式でそれぞれ示される２つの方程式に、Ｓ７で実測された最高血圧値ＳＡＰ_ＲをＳＡＰとしてそれぞれ代入し、第１維持区間の第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持区間の第２維持圧ＰｃＨ２毎にそれぞれ得られた一対の脈波の極小部位間の伝播時間Δｔ１１３_Ｓ及び時間差Δｔ２１３_Ｓに基づく実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｓ及び脈波伝播速度ＰＷＶ２_ＳをＰＷＶとしてそれぞれ代入したときに、２つの方程式の２つの未知数ｉ及びｓの解としてそれぞれ得られたｉ_Ｓ及びｓ_Ｓを実測校正値とすることで、（４）式により表される最高血圧推定のための固有関係が、被測定者である生体１４について生成される。

続くＳ１５では、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。

Ｓ１６では、所定の血圧推定周期たとえば数十秒から数分程度の周期で繰り返し出される血圧推定開始指令が出されたか否かが判断される。このＳ１６の判断が否定される場合は待機させられるが、肯定された場合は、Ｓ１７以下の血圧推定ルーチンが実行される。

圧迫圧制御部８６に対応するＳ１７では、圧迫圧Ｐｃが、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い、２０～６０ｍｍＨｇの間の圧迫圧、たとえばモニタ圧ＰｃＨｍまで昇圧され、そのモニタ圧ＰｃＨｍを維持するモニタ圧維持区間（ｔｍ２時点～ｔｍ３時点）が形成されるように制御される。

続いて、脈波抽出部８８に対応するＳ１８では、モニタ圧維持区間におけるモニタ圧ＰｃＨｍ下において第１圧力センサＴ１からの上流側膨張袋２２内の圧迫圧ＰｃＨｍを示す出力信号、及び第３圧力センサＴ３からの下流側膨張袋２６の圧迫圧ＰｃＨｍを示す出力信号から、脈波弁別用のバンドパスフィルタを通して１対の脈波ＭＷｍ１及び脈波ＭＷｍ３がそれぞれ抽出され、記憶される。

次いで、脈波伝播速度算出部９０に対応するＳ１９では、１対の脈波ＭＷｍ１及び脈波ＭＷｍ３の極小部位間の時間差Δｔｍ１３_Ｄが算出され、その時間差Δｔｍ１３_Ｄから、モニタ圧維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶｍ_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔｍ１３_Ｄ）が算出される。また、１対の脈波ＭＷｍ１及び脈波ＭＷｍ３の極大部位間の時間差Δｔｍ１３_Ｓが算出され、その時間差Δｔｍ１３_Ｓから、モニタ圧維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶｍ_Ｓ（＝Ｌ１３／Δｔｍ１３_Ｓ）が算出される。

そして、最低血圧推定部９６に対応するＳ２０では、測定対象となる生体１４の固有関係を示す（２）式に、モニタ圧ＰｃＨｍ及び脈波伝播速度ＰＷＶｍ_Ｄを適用することにより、推定最低血圧値ＤＡＰｅが算出される。また、最高血圧推定部９８に対応するＳ２１では、測定対象となる生体１４の固有関係を示す（４）式に、モニタ圧ＰｃＨｍ及び脈波伝播速度ＰＷＶｍ_Ｓを適用することにより、推定最高血圧値ＳＡＰｅが算出される。

続くＳ２２では、推定された推定最低血圧値ＤＡＰｅ及び推定最高血圧値ＳＡＰｅが記憶されるとともに、表示装置７８に表示される。続くＳ２３では、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４及び下流側膨張袋２６内の圧力がそれぞれ大気圧まで排圧させられる。そして、Ｓ２４では、血圧推定開始操作釦８０による停止（オフ）操作の有無が判断される。Ｓ２４の判断が否定されるうちは、Ｓ１６以下の血圧推定ルーチンが繰り替えされるが、Ｓ２４の判断が肯定されると、血圧監視ルーチンが終了させられる。

以上のように、固有関係生成部９２は、圧迫帯１２による生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間内の複数の圧迫圧下でそれぞれ検出された複数の脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２と動脈１８の貫壁圧（ＡＰ－Ｐｃ）との間の予め記憶された線型関係（（１）式，（３）式）に示す回帰直線に、生体１４の実際の血圧値ＡＰ_Ｒ（ＤＡＰ_Ｒ，ＳＡＰ_Ｒ）と生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間における実際の圧迫圧ＰｃＨ１下の脈波伝播速度ＰＷＶ１（ＰＷＶ１_Ｄ，ＰＷＶ１_Ｓ）及び実際の圧迫圧ＰｃＨ２下の脈波伝播速度ＰＷＶ２（ＰＷＶ２_Ｄ，ＰＷＶ２_Ｓ）とを適用することで、推定血圧値ＡＰｅ（ＤＡＰｅ，ＳＡＰｅ）と実際の圧迫圧ＰｃＨ１、ＰｃＨ２及び実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１（ＰＷＶ１_Ｄ，ＰＷＶ１_Ｓ）及び脈波伝播速度ＰＷＶ２（ＰＷＶ２_Ｄ，ＰＷＶ２_Ｓ）との間の生体１４の固有関係（（２）式，（４）式）を生成し、血圧推定部９４は、実際の圧迫圧ＰｃＨｍと実際の脈波伝播速度ＰＷＶｍ（ＰＷＶｍ_Ｄ，ＰＷＶｍ_Ｓ）とを、固有関係（（２）式，（４）式）に適用することで生体１４の推定血圧値ＡＰｅ（ＳＡＰｅ，ＤＡＰｅ）を推定する。

上述のように、本実施例の血圧監視装置１０によれば、幅方向に連ねられた独立した気室を形成する複数の膨張袋２２，２４，２６を有し、生体（被測定者）１４の上腕（被圧迫部位）１６に巻き付けられて生体１４の動脈１８を圧迫する圧迫帯１２を備え、生体１４の推定血圧値ＡＰｅを繰り返し推定する血圧監視装置１０であって、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間において圧迫帯１２の複数の圧迫圧Ｐｃ下でそれぞれ検出された脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２と、動脈１８内の血圧値ＡＰと圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃとの圧力差である動脈１８の複数の貫壁圧との間の予め記憶された線型関係を記憶する線型関係記憶部８２と、生体１４の上腕１６を生体１４の最高血圧値ＳＡＰよりも高い圧迫圧Ｐｃで圧迫した後の降圧過程で得られる動脈１８からの脈拍同期波に基づいて、生体１４の実際の血圧値ＡＰ_Ｒを測定する血圧測定部８４と、生体１４について実際の血圧値ＡＰ_Ｒと前記低圧区間における複数の実際の圧迫圧ＰｃＨ１及びＰｃＨ２と実際の圧迫圧ＰｃＨ１及びＰｃＨ２下でそれぞれ得られた脈波間の伝播時間に基づく実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１及びＰＷＶ２とを前記線型関係に適用することで、生体１４の前記実際の血圧値ＡＰ_Ｒと実際の圧迫圧ＰｃＨ１及びＰｃＨ２と実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１及びＰＷＶ２との間の生体１４についての固有関係を生成する固有関係生成部９２と、生体１４について、前記低圧区間における実際の圧迫圧ＰｃＨｍおよび実際の圧迫圧ＰｃＨｍで得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶｍを生体１４についての固有関係に適用することで、推定血圧値ＡＰｅを推定する血圧推定部９４と、を含む。これにより、血圧測定部８４による生体１４の実際の最高血圧値ＳＡＰ_Ｒ及び実際の最低血圧値ＤＡＰ_Ｒを測定するときを除いて、圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｃは生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い値とされ、圧迫圧ＰｃＨｍの適用は短時間（数秒間）で行え血圧測定は短時間間隔で可能なので、生体１４に与える負担を軽減することができ、より短時間における血圧変動の連続推定が可能になる。

また、本実施例の血圧監視装置１０によれば、固有関係生成部９２において、生体１４の実際の最低血圧値ＤＡＰ_Ｒと、実際の複数の圧迫圧（第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持圧ＰｃＨ２）及びその実際の複数の圧迫圧でそれぞれ得られた脈波の極小部位間の時間差Δｔ１１３_Ｄ及びΔｔ２１３_Ｄに基づく脈波伝播速度（ＰＷＶ１_Ｄ及びＰＷＶ２_Ｄ）とを用いて、推定最低血圧値ＤＡＰｅと複数の圧迫圧（第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持圧ＰｃＨ２）と脈波伝播速度（ＰＷＶ１_Ｄ及びＰＷＶ２_Ｄ）との間の生体１４の固有関係式（２）式が生成されるので、最低血圧推定部９６は、最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間で得られた実際の圧迫圧（たとえば第１維持圧ＰｃＨ１）及びその実際の圧迫圧下で得られた脈波間の極小部位間の時間差Δｔ１１３_Ｄに基づく脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄを、固有関係生成部９２により生成された（２）式の固有の関係に適用することで、生体１４の推定最低血圧値ＤＡＰｅを容易に推定することができる。

また、本実施例の血圧監視装置１０によれば、一対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極小部位間の時間差（伝播時間）Δｔ１１３_Ｄは、脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３のそれぞれの立ち上がり点間の伝播時間である。このようにすれば、一対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極小部位間の時間差Δｔ１１３_Ｄが容易に得られ、血圧推定精度が高められる。

また、本実施例の血圧監視装置１０によれば、血圧推定部９４は、被測定者である生体１４について、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間における、複数の実際の圧迫圧ＰｃＨ１または実際の圧迫圧ＰｃＨ２と、それら実際の圧迫圧ＰｃＨ１または実際の圧迫圧ＰｃＨ２下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_ＤまたはＰＷＶ２_Ｄとを、（２）式の固有関係に逐次適用することで、生体１４の推定最低血圧値ＤＡＰｅを推定する最低血圧推定部９６を、含む。これにより、生体１４に与える負担を軽減することができ、生体１４の推定最低血圧値ＤＡＰｅを容易に推定することができる。

また、本実施例の血圧監視装置１０によれば、固有関係生成部９２において、生体１４の実際の最高血圧値ＳＡＰと実際の複数の圧迫圧（第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持圧ＰｃＨ２）及びその実際の複数の圧迫圧で得られた脈波の極大部位間の時間差Δｔ１１３_Ｓ及びΔｔ２１３_Ｓに基づく脈波伝播速度（ＰＷＶ１_Ｓ及びＰＷＶ２_Ｓ）とを用いて、推定最高血圧値ＳＡＰｅと圧迫圧及び脈波伝播速度との間の生体１４の固有関係式（４）式が生成されるので、最高血圧推定部９８は、最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間で得られた実際の圧迫圧（たとえば第１維持圧ＰｃＨ１）及びその実際の圧迫圧で得られた脈波間の極大部位間の時間差Δｔ１１３_Ｓに基づく脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｓを、固有関係生成部９２により生成された（４）式に適用することで、生体１４の推定最高血圧値ＳＡＰｅを推定することができる。

また、本実施例の血圧監視装置１０によれば、一対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極大部位間の時間差（伝播時間）Δｔ１１３_Ｓは、脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極大点間の伝播時間である。このようにすれば、前記脈波の極大部位間の伝播時間が容易に得られ、血圧推定精度が高められる。

また、本実施例の血圧監視装置１０によれば、血圧推定部９４は、被測定者である生体１４について、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間における、実際の圧迫圧及び前記実際の圧迫圧毎に得られた実際の脈波伝播速度を（ＰｃＨ１または実際の圧迫圧ＰｃＨ２）と、それら実際の圧迫圧ＰｃＨ１または実際の圧迫圧ＰｃＨ２下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_ＳまたはＰＷＶ２_Ｓとを、（４）式の固有関係に逐次適用することで、生体１４の推定最高血圧値ＳＡＰｅを推定する最高血圧推定部９８を含む。これにより、生体１４に与える負担を軽減することができ、生体１４の推定最高血圧値ＳＡＰｅを容易に推定することができる。

また、本実施例の血圧監視装置１０によれば、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間内の複数の圧迫圧（第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持圧ＰｃＨ２）を、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間内において、一時的に一定値に維持する複数の区間（第１維持区間及び第２維持区間）を形成するように段階的に降圧させる圧迫圧制御部８６と、複数の区間における圧迫圧下で複数の膨張袋（上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６）内で脈拍に同期してそれぞれ発生する圧力振動である脈波を抽出する脈波抽出部８８と、前記複数の区間においてそれぞれ得られた脈波の時間差と前記複数の膨張袋間の距離（Ｌ１３）とに基づいて前記脈波伝播速度を算出する脈波伝播速度算出部９０とを、含む。これにより、圧迫圧が一定値に維持された区間（第１維持区間及び第２維持区間）においてそれぞれ得られた脈波は、圧迫圧の変動の影響による歪みのない波形であるので、脈波伝播速度ＰＷＶが正確に得られるとともに、生体１４の固有関係式（２）式、（４）式が正確に算出される。

また、本実施例の血圧監視装置１０によれば、圧迫帯１２は、生体の被圧迫部位に巻き付けられ、幅方向に連ねられて前記生体１４の被圧迫部位を各々圧迫する独立した上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６を有し、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６によりそれぞれ同じ圧迫圧で前記被圧迫部位内の動脈１８を圧迫するものである。これにより、生体１４の四肢に対する圧迫を用いた血圧測定と、脈波伝播速度ＰＷＶの検出とが同時に行なうことができる利点がある。

次に、本発明の他の実施例の血圧監視装置１１０を説明する。以下において、前述の実施例と共通する部分には同一の符号を付して説明を省略する。

前述の実施例では、生体１４の推定最高血圧値ＳＡＰｅを推定するために、固有関係生成部９２において、生体１４の実際の最高血圧値ＳＡＰ_Ｒと、実際の複数の圧迫圧（第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持圧ＰｃＨ２）及びその実際の複数の圧迫圧下で得られた脈波の極大部位間の時間差Δｔ１１３_Ｓ及びΔｔ２１３_Ｓに基づく脈波伝播速度（ＰＷＶ１_Ｓ及びＰＷＶ２_Ｓ）とを用いて、推定最高血圧値ＳＡＰｅと圧迫圧及び脈波伝播速度との間の前被測定者の固有関係式（４）式が生成され、最高血圧推定部９８において、最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間で得られた実際の圧迫圧（たとえば第１維持圧ＰｃＨ１）及びその実際の圧迫圧で得られた脈波間の極大部位間の時間差Δｔ１１３_Ｓに基づく脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｓを、固有関係生成部９２により生成された（４）式に適用することで、生体１４の推定最高血圧値ＳＡＰｅが推定されている。これに対して、本実施例では、上記と同様な推定方法を用いて極大部位以後に局所的に形成される切痕部位の発生時の圧迫圧である推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅを推定し、その推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅから推定最高血圧値ＳＡＰｅを推定する点で、相違する。

図２０は、本実施例における電子制御装置１７０の制御機能を説明する機能ブロック線図である。線型関係記憶部１８２は、線型関係記憶部８２と同様に、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間において、圧迫帯１２の複数の圧迫圧Ｐｃ下でそれぞれ検出された複数の脈波伝播速度ＰＷＶの２乗値ＰＷＶ^２と動脈１８内の血圧値ＡＰと圧迫圧Ｐｃとの圧力差である動脈１８の貫壁圧（ＡＰ－Ｐｃ）との間の記憶された（１）式及び（３）式の線型関係の他に、切痕血圧値ＤＮＡＰに関して、（５）式により表される線型関係である回帰直線を記憶する。この（５）式により示される回帰直線は、前述の実施例１と同様に、Bramwell Hillの（７）式から、（８）式～（１４）式を経て導き出されたものである。但し、（５）式の脈波伝播速度ＰＷＶは、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い圧力域内の一定圧期間において上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６からそれぞれ得られる一対の脈波の切痕ＭＷＬＮＰの位置間の時間差Δｔから求められるものである。この切痕ＭＷＬＮＰの位置は、上述の図１６や図１７で示されるように、脈波ＭＷの一次微分波形や脈波ＭＷの二次微分波形から求められる。

ＰＷＶ^２＝ｓ・（ＤＮＡＰ－Ｐｃ）＋ｉ ・・・ （５）
但し、ｓは回帰直線の傾きを示し、ｉは回帰直線の切片を示す。

図２１は、所定の生体１４について貫壁圧（ＤＮＡＰ－Ｐｃ）と脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２との関係について、本発明者等が行なった実験Ｎｏ．９の結果を示す二次元座標データを、回帰直線ｙ及び決定係数Ｒ^２を示す図である。この結果における決定係数Ｒ^２は０．９７７９であって１に近い値であるため、質の高い線型関係を示す回帰直線であった。

血圧測定部１８４は、血圧測定部８４と同様に、固有関係生成部１９２による後述の（６）式の固有関係の生成に先立って、血圧測定装置を用いて被測定者である生体１４の実際の最低血圧値ＤＡＰ_Ｒを測定する。また、血圧測定部１８４は、血圧測定装置を用いて生体１４の平均血圧値ＭＡＰを測定し、測定された平均血圧値ＭＡＰを生体１４の実際の切痕血圧値ＤＮＡＰ_Ｒとして決定する。上記平均血圧値ＭＡＰは、脈波の最大振幅を示したときの圧迫圧Ｐｃであり、たとえばオシロメトリック方式の自動血圧測定装置では、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが最高血圧値ＳＡＰよりも充分に高い予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭから下降させられる過程で順次得られた脈波信号ＳＭ２（中間脈波）のピーク値を結ぶ包絡線（エンベロープ）の最大値（最大ピーク値）を示した時点の圧迫圧Ｐｃが平均血圧値ＭＡＰとして測定される。このようにして測定された平均血圧値ＭＡＰは、生体１４の切痕血圧値ＤＮＡＰに近似していて同等である。図２２は、本発明者等が行なった実験結果を示しており、動物（犬）において、カテーテルを用いて直接測定された切痕血圧値ＤＮＡＰと、実測された平均血圧値ＭＡＰとの相関をしている。

圧迫圧制御部１８６は、圧迫圧制御部８６と同様に、図６のｔ１時点からｔ１１時点までの区間に示すように、血圧測定のための圧迫圧制御を実行し、続いて、（６）式の固有関係生成のためにｔｋ１時点からｔｋ５時点の間の区間に示す圧迫圧制御を行なう。そして、血圧測定部１８４は、生体１４の推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅ及び推定最低血圧値ＤＡＰｅから推定最高血圧値ＳＡＰｅを推定するために、所定の血圧推定周期で繰り返される血圧推定開始指令（ｔｍ１時点）に応答して、図６のｔｍ１時点からｔｍ３時点のモニタ圧維持区間に示す一定のモニタ圧ＰｃＨｍが形成されるように圧迫圧Ｐｃを制御する。

脈波抽出部１８８は、脈波抽出部８８と同様に、被測定者である生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも充分に低い圧、例えば２０～６０ｍｍＨｇの範囲内において、第１圧力センサＴ１からの上流側膨張袋２２内の圧迫圧ＰｃＨ１を示す出力信号、及び第３圧力センサＴ３からの下流側膨張袋２６の圧迫圧ＰｃＨ１を示す出力信号から、０Ｈｚ～２５Ｈｚ未満の波長帯の信号を弁別する脈波弁別用のローパスフィルタを通して得た脈波信号ＳＭ１及びＳＭ３から１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３をそれぞれ抽出し、記憶させる。あるいは、脈波抽出部１８８は、第１維持圧ＰｃＨ１よりも低い値に設定された第２維持区間の第２維持圧ＰｃＨ２下において、第１圧力センサＴ１からの上流側膨張袋２２内の圧迫圧ＰｃＨ２を示す出力信号、及び第３圧力センサＴ３からの下流側膨張袋２６内の圧迫圧ＰｃＨ２を示す出力信号から、２５Ｈｚ未満の波長帯の信号を弁別する脈波弁別用のローパスフィルタを通して一対の上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６から１対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３をそれぞれ抽出し、記憶させる。

脈波伝播速度算出部１９０は、脈波伝播速度算出部９０と同様に、所定の生体１４における最低血圧値ＤＡＰと脈波伝播速度との間の（２）式の固有関係を生成するために、第１維持区間（ｔｋ２時点～ｔｋ３時点）において抽出された１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極小部位間の時間差Δｔ１１３_Ｄを算出し、第１維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔ１１３_Ｄ）を算出するとともに、第２維持区間（ｔｋ４時点～ｔｋ５時点）において抽出された一対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の極小部位間の時間差Δｔ２１３_Ｄを算出し、第２維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔ２１３_Ｄ）を算出し、記憶させる。

また、所定の生体１４における切痕血圧値ＤＮＡＰと脈波伝播速度ＰＷＶとの間の（６）式の固有関係を生成するために、脈波伝播速度算出部１９０は、第１維持区間（ｔｋ２時点～ｔｋ３時点）において抽出された１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の切痕部位間の時間差Δｔ１１３_ＤＮを算出し、第１維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ１_ＤＮ（＝Ｌ１３／Δｔ１１３_ＤＮ）を算出するとともに、第２維持区間（ｔｋ４時点～ｔｋ５時点）において抽出された一対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の切痕部位間の時間差Δｔ２１３_ＤＮを算出し、第２維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ２_ＤＮ（＝Ｌ１３／Δｔ２１３_ＤＮ）を算出し、記憶させる。

脈波伝播速度算出部１９０は、（２）式及び（６）式の固有関係が生成された後は、血圧推定開始指令（ｔｍ１時点）毎に形成される一定のモニタ圧ＰｃＨｍのモニタ圧維持区間（ｔｍ２時点～ｔｍ３時点）において、１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極小部位間の時間差Δｔ１１３_Ｄ及び切痕部位間の時間差Δｔ１１３_ＤＮに基づいて算出し、（２）式を用いた推定最低血圧値ＤＡＰｅの推定に用いる脈波伝播速度ＰＷＶ_Ｄ及び（６）式を用いた推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅの推定に用いる脈波伝播速度ＰＷＶ_ＤＮを、それぞれ算出し、記憶させる。

固有関係生成部１９２は、前述の実施例１の固有関係生成部９２と同様に、被測定者である生体１４について、実際の最低血圧値ＤＡＰ_Ｒと、前記低圧区間における実際の圧迫圧すなわち圧迫圧ＰｃＨ１及び圧迫圧ＰｃＨ２、及び、その圧迫圧ＰｃＨ１及び圧迫圧ＰｃＨ２下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄ、ＰＷＶ２_Ｄとの間の（２）式に示す固有関係を、それぞれ生成し、記憶する。そして、固有関係生成部１９２は、実際の切痕血圧値ＤＮＡＰ_Ｒと、前記低圧区間における実際の圧迫圧すなわち圧迫圧ＰｃＨ１及び圧迫圧ＰｃＨ２、及び、その圧迫圧ＰｃＨ１及び圧迫圧ＰｃＨ２下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_ＤＮ、ＰＷＶ２_ＤＮとの間の、（６）式に示す固有関係を、それぞれ生成し、記憶する。

ＤＮＡＰｅ＝ＰＷＶ_ＤＮ ^２／ｓ_ＤＮ－ｉ_ＤＮ／ｓ_ＤＮ＋Ｐｃ ・・・ （６）

固有関係生成部１９２は、線型関係を示す（５）式でそれぞれ示される２つの方程式に、血圧測定部１８４により実測した切痕血圧値ＤＮＡＰ_ＲをＤＮＡＰとしてそれぞれ代入し、被測定者である生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間内の複数の圧迫圧（第１維持区間の第１維持圧）ＰｃＨ１及び圧迫圧（第２維持区間の第２維持圧）ＰｃＨ２毎にそれぞれ得られた一対の脈波の切痕部位間の伝播時間Δｔ１１３_ＤＮ及び時間差Δｔ２１３_ＤＮに基づく実際の脈波伝播速度をＰＷＶ１_ＤＮ及びＰＷＶ２_ＤＮとしてそれぞれ代入したときに、２つの方程式の２つの未知数ｉ及びｓの解としてそれぞれ得られたｉ_ＤＮ及びｓ_ＤＮを実測校正値とすることで、（６）式により表される切痕血圧推定のための固有関係を、被測定者である生体１４について生成する。

血圧推定部１９４は、最低血圧推定部１９６、切痕血圧推定部２００及び最高血圧推定部１９８を備えている。最低血圧推定部１９６は、（２）式に示す固有関係が求められた後において、血圧推定サイクル毎に、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも充分に低い低圧区間における実際の圧迫圧ＰｃＨ１及びその圧迫圧ＰｃＨ１下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄ、または実際の圧迫圧ＰｃＨ２及びその圧迫圧ＰｃＨ２下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｄを、（２）式に示す固有関係に適用することで、被測定者である生体１４の推定最低血圧値ＤＡＰｅを推定する。

切痕血圧推定部２００は、（６）式に示す固有関係が求められた後において、血圧推定サイクル毎に、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも充分に低い低圧区間における実際の圧迫圧ＰｃＨ１及びその圧迫圧ＰｃＨ１下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_ＤＮ、または実際の圧迫圧ＰｃＨ２及びその圧迫圧ＰｃＨ２下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶ２_ＤＮを、（６）式に示す固有関係に適用することで、被測定者である生体１４の推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅを推定する。

最高血圧推定部１９８は、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い圧迫圧たとえばモニタ圧ＰｃＨｍにおいて得られた脈波ＭＷの大きさが圧迫圧Ｐｃと同じ単位（ｍｍＨｇ）を有することから、図２３に示すように脈波ＭＷの極小部位が最低血圧値ＤＡＰに、極大部位が最高血圧値ＳＡＰに、切痕部位が切痕血圧値ＤＮＡＰにそれぞれ対応していることを利用して、最低血圧推定部１９６により推定された推定最低血圧値ＤＡＰｅと、切痕血圧推定部２００において推定された推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅと、測定対象となる生体１４の実際の脈波ＭＷの極小部位の圧迫圧Ｐｃと、切痕部位の圧迫圧Ｐｃとに基づいて図２４に示す関係を生成する。

そして、最高血圧推定部１９８は、図２４に示す関係から、その測定対象となる生体１４からモニタ圧ＰｃＨｍにおいて得られた実際の脈波ＭＷの極大部位の大きさを示す圧迫圧（カフ圧）Ｐｃに基づいて、推定最高血圧値ＳＡＰｅを推定する。図２４は、実際の脈波ＭＷの極大部位の大きさが５５．２ｍｍＨｇであった場合に推定された推定最高血圧値ＳＡＰｅが１１５ｍｍＨｇであったことを示している。尚、図２４では推定最低血圧値ＤＡＰｅ・推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅと対応する圧迫圧Ｐｃとの間に線形関係を仮定したうえで推定最高血圧値ＳＡＰｅを推定しているが、指数関数などの非線形関係を仮定し用いても良い。

図２５は、本実施例の電子制御装置１７０の制御作動の要部を説明するフローチャートである。以下においては、図１９との相違点を中心に説明する。

Ｓ３１からＳ３６は、図１９のＳ１からＳ６と同様である。血圧測定部１８４に対応するＳ３７では、切痕血圧値ＤＮＡＰ_Ｒが測定される。たとえばオシロメトリック方式の自動血圧測定装置では、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが最高血圧値ＳＡＰよりも充分に高い予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭから下降させられる過程で順次得られた脈波信号ＳＭ２（中間脈波）のピーク値を結ぶ包絡線（エンベロープ）の最大値（最大ピーク値）を示した時点の圧迫圧Ｐｃが平均血圧値ＭＡＰとして測定される。

続く、圧迫圧制御部１８６に対応するＳ３８では、図１９のＳ８と同様に、第１維持圧ＰｃＨ１が維持され、脈波抽出部１８８に対応するＳ３９では、図１９のＳ９と同様に、その第１維持圧ＰｃＨ１において脈波が抽出される。

脈波伝播速度算出部１９０に対応するＳ４０では、第１維持圧ＰｃＨ１での脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄ及び脈波伝播速度ＰＷＶ１_ＤＮが算出される。脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄは、所定の生体１４における最低血圧値ＤＡＰと脈波伝播速度ＰＷＶとの間の（２）式の固有関係を生成するためものであり、第１維持区間（ｔｋ２時点～ｔｋ３時点）において抽出された１対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の極小部位間の時間差Δｔ１１３_Ｄから算出された、第１維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔ１１３_Ｄ）である。脈波伝播速度ＰＷＶ１_ＤＮは、測定対象となる生体１４の固有関係式（６）式を生成するために用いられるのであり、第１維持圧ＰｃＨ１において抽出された一対の脈波ＭＷ１１及び脈波ＭＷ１３の切痕部位間の時間差Δｔ１１３_ＤＮから算出された、第１維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ１_ＤＮ（＝Ｌ１３／Δｔ１１３_ＤＮ）である。

続く、圧迫圧制御部１８６に対応するＳ４１では、図１９のＳ１１と同様に、第２維持圧ＰｃＨ２が維持され、脈波抽出部１８８に対応するＳ４２では、図１９のＳ１２と同様に、その第２維持圧ＰｃＨ２において脈波が抽出される。

脈波伝播速度算出部１９０に対応するＳ４３では、第２維持圧ＰｃＨ２での脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｄ及び脈波伝播速度ＰＷＶ２_ＤＮが算出される。脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｄは、所定の生体１４における最低血圧値ＤＡＰと脈波伝播速度ＰＷＶとの間の（２）式の固有関係を生成するためものであり、第２維持区間（ｔｋ４時点～ｔｋ５時点）において抽出された１対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の極小部位間の時間差Δｔ２１３_Ｄから算出された、第２維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ２_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔ２１３_Ｄ）である。脈波伝播速度ＰＷＶ２_ＤＮは、測定対象となる生体１４の固有関係式（６）式を生成するために用いられるのであり、第２維持圧ＰｃＨ２において抽出された一対の脈波ＭＷ２１及び脈波ＭＷ２３の切痕部位間の時間差Δｔ２１３_ＤＮから算出された、第２維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶ２_ＤＮ（＝Ｌ１３／Δｔ２１３_ＤＮ）である。

固有関係生成部１９２に対応するＳ４４では、線型関係を示す（１）式でそれぞれ示される２つの方程式に、Ｓ３６で実測された最低血圧値ＤＡＰ_Ｒをそれぞれ代入し、第１維持区間の第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持区間の第２維持圧ＰｃＨ２毎にそれぞれ得られた一対の脈波の極小部位間の伝播時間Δｔ１１３_Ｄ及び時間差Δｔ２１３_Ｄに基づく実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_Ｄ及びＰＷＶ２_Ｄをそれぞれ代入したときに、２つの方程式の２つの未知数ｉ及びｓの解としてそれぞれ得られたｉ_Ｄ及びｓ_Ｄを実測校正値とすることで、（２）式により表される最低血圧推定のための固有関係が、被測定者である生体１４について生成される。

また、Ｓ４４では、線型関係を示す（５）式でそれぞれ示される２つの方程式に、Ｓ３７で実測された切痕血圧値ＤＮＡＰ_Ｒをそれぞれ代入し、第１維持区間の第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持区間の第２維持圧ＰｃＨ２毎にそれぞれ得られた一対の脈波の切痕部位間の伝播時間Δｔ１１３_ＤＮ及び時間差Δｔ２１３_ＤＮに基づく実際の脈波伝播速度ＰＷＶ１_ＤＮ及びＰＷＶ２_ＤＮをそれぞれ代入したときに、２つの方程式の２つの未知数ｉ及びｓの解としてそれぞれ得られたｉ_ＤＮ及びｓ_ＤＮを実測校正値とすることで、（６）式により表される切痕血圧推定のための固有関係が、被測定者である生体１４について生成される。

続くＳ４５では、Ｓ１５と同様にして、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。

Ｓ４６からＳ４８では、図１９のＳ１６からＳ１８と同様に、血圧推定開始指令が出されると、圧迫圧Ｐｃが、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い、２０～６０ｍｍＨｇの間の圧迫圧、たとえばモニタ圧ＰｃＨｍまで昇圧され、そのモニタ圧ＰｃＨｍを維持するモニタ圧維持区間（ｔｍ２時点～ｔｍ３時点）が形成されるように制御され、モニタ圧維持区間におけるモニタ圧ＰｃＨｍ下において第１圧力センサＴ１からの上流側膨張袋２２内の圧迫圧ＰｃＨｍを示す出力信号、及び第３圧力センサＴ３からの下流側膨張袋２６の圧迫圧ＰｃＨｍを示す出力信号から、脈波弁別用のバンドパスフィルタを通して１対の脈波ＭＷｍ１及び脈波ＭＷｍ３がそれぞれ抽出される。

次いで、脈波伝播速度算出部１９０に対応するＳ４９では、１対の脈波ＭＷｍ１及び脈波ＭＷｍ３の極小部位間の時間差Δｔｍ１３_Ｄが算出され、その時間差Δｔｍ１３_Ｄから、モニタ圧維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶｍ_Ｄ（＝Ｌ１３／Δｔｍ１３_Ｄ）が算出される。また、１対の脈波ＭＷｍ１及び脈波ＭＷｍ３の切痕部位間の時間差Δｔｍ１３_ＤＮが算出され、その時間差Δｔｍ１３_ＤＮから、モニタ圧維持区間における脈波伝播速度ＰＷＶｍ_ＤＮ（＝Ｌ１３／Δｔｍ１３_ＤＮ）が算出される。

次に、最低血圧推定部１９６に対応するＳ５０では、測定対象となる生体１４の固有関係を示す（２）式に、モニタ圧ＰｃＨｍ及び脈波伝播速度ＰＷＶｍ_Ｄを適用することにより、推定最低血圧値ＤＡＰｅが算出される。また、切痕血圧推定部２００に対応するＳ５１では、測定対象となる生体１４の固有関係を示す（６）式に、モニタ圧ＰｃＨｍ及び脈波伝播速度ＰＷＶｍ_ＤＮを適用することにより、推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅが算出される。

そして、最高血圧推定部１９８に対応するＳ５２では、Ｓ５０により推定された推定最低血圧値ＤＡＰｅと、Ｓ５１により推定された推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅと、測定対象となる生体１４の実際の脈波ＭＷの極小部位及び切痕部位の圧迫圧Ｐｃとに基づいて図２４に示す関係が生成される。次いで、Ｓ５２では、図２４に示す関係から、その測定対象となる生体１４からモニタ圧ＰｃＨｍにおいて得られた実際の脈波ＭＷの極大部位の大きさを示す圧迫圧Ｐｃに基づいて、推定最高血圧値ＳＡＰｅが推定される。尚、図２４では線形関係を仮定し推定しているが、指数関数などの非線形関係を仮定し推定しても良い。

Ｓ５３からＳ５５では、図１９のＳ２２からＳ２４と同様に、推定された推定最低血圧値ＤＡＰｅ及び推定最高血圧値ＳＡＰｅが記憶されるとともに、表示装置７８に表示される。血圧推定開始操作釦８０による停止（オフ）操作が否定されるうちは、Ｓ４６以下の血圧推定ルーチンが繰り替えされるが、血圧推定開始操作釦８０による停止（オフ）操作が肯定されると、血圧監視ルーチンが終了させられる。

上述のように、本実施例の電子制御装置１７０によれば、固有関係生成部１９２において、被測定者となる生体１４の実際の切痕血圧値ＤＮＡＰ_Ｒと、実際の圧迫圧である第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持圧ＰｃＨ２、及びその実際の圧迫圧である第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持圧ＰｃＨ２下でそれぞれ得られた脈波の切痕部位間の時間差Δｔ１１３_ＤＮ及び時間差Δｔ２１３_ＤＮに基づく脈波伝播速度ＰＷＶ１_ＤＮ及びＰＷＶ２_ＤＮとを用いて、推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅと圧迫圧及び脈波伝播速度との間の生体１４の固有関係式（６）式が生成されるので、血圧推定部１９４は、生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間で得られた実際のモニタ圧ＰｃＨｍ及びその実際のモニタ圧ＰｃＨｍ下で得られた脈波間の切痕部位間の時間差に基づく脈波伝播速度ＰＷＶ_ＤＮを、固有関係生成部１９２により生成された生体の固有関係式（６）式に適用することで、生体１４の推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅを容易に推定することができる。

また、本実施例の電子制御装置１７０によれば、複数の第１維持圧ＰｃＨ１及び第２維持圧ＰｃＨ２毎にそれぞれ得られた一対の脈波の切痕部位間の伝播時間（時間差Δｔ１１３_ＤＮ及び時間差Δｔ２１３_ＤＮ）は、脈波の一次微分波形において負から正に向う零クロス点間の伝播時間である。このようにすれば、一対の脈波の切痕部位間の伝播時間が容易に得られ、推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅの推定精度が高められる。

また、本実施例の電子制御装置１７０によれば、血圧推定部１９４は、被測定者である生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間における、実際のモニタ圧ＰｃＨｍ及びモニタ圧ＰｃＨｍ下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶｍ_ＤＮを（６）式の固有関係に逐次適用することで、生体１４の推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅを推定する切痕血圧推定部２００を含むので、生体１４の推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅを容易に推定することができる。

また、本実施例の電子制御装置１７０によれば、血圧推定部１９４は、被測定者である生体１４の最低血圧値ＤＡＰよりも低い低圧区間における、実際のモニタ圧ＰｃＨｍ及びモニタ圧ＰｃＨｍ下で得られた実際の脈波伝播速度ＰＷＶｍ_Ｄを、（２）式の固有関係に逐次適用することで、生体１４の推定最低血圧値ＤＡＰｅを推定する最低血圧推定部１９６と、最低血圧推定部１９６により推定された推定最低血圧値ＤＡＰｅと切痕血圧推定部２００により推定された推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅとに基づいて、最低血圧値ＤＡＰよりも低いモニタ圧ＰｃＨｍ区間における脈波の大きさと推定血圧値ＡＰｅとの関係（図２４）を生成し、その関係にモニタ圧ＰｃＨｍ下で逐次求められる実際の脈波の最大値を適用することで推定最高血圧値ＳＡＰｅを推定する最高血圧推定部１９８とを、含む。これにより、モニタ圧ＰｃＨｍ下で逐次求められる一対の脈波の極大部位間の時間差が正確に求められない場合でも、被測定者の推定最高血圧値ＳＡＰｅを容易に推定することができる。

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、前述の血圧監視装置１０では、推定最高血圧値ＳＡＰｅ及び推定最低血圧値ＤＡＰｅの両方が推定されていたが、推定最高血圧値ＳＡＰｅ及び推定最低血圧値ＤＡＰｅの一方が推定されるように構成されてもよい。この場合には、たとえば、線型関係記憶部８２に記憶された（１）式及び（３）式の回帰直線の一方が不要となり、最低血圧推定部９６及び最高血圧推定部９８の一方等が不要となる。

また、前述の実施例において、第１維持圧ＰｃＨ１を維持する第１維持区間、第２維持圧ＰｃＨ２を維持する第２維持区間、モニタ圧ＰｃＨｍを維持するモニタ圧維持区間毎に、複数個の脈波が抽出され、それら複数個の脈波から採取される時間差の平均値が用いられてもよい。

また、実施例１及び実施例２において、圧迫帯１２は３つの膨張袋すなわち上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６を備えたものであったが、少なくとも２つの膨張袋が備えられていればよい。

また、実施例１及び実施例２では、圧迫帯１２にステップ降圧が採用されていたが、連続的な徐速降圧であってもよい。

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。

１０，１１０：血圧監視装置
１２：圧迫帯
１４：生体（被測定者）
１６：上腕（被圧迫部位）
１８：動脈
２２：上流側膨張袋（膨張袋）
２４：中間膨張袋（膨張袋）
２６：下流側膨張袋（膨張袋）
８２，１８２：線型関係記憶部
８４，１８４：血圧測定部
８６，１８６：圧迫圧制御部
８８，１８８：脈波抽出部
９０，１９０：脈波伝播速度算出部
９２，１９２：固有関係生成部
９４，１９４：血圧推定部
９６，１９６：最低血圧推定部（血圧推定部）
９８，１９８：最高血圧推定部（血圧推定部）
２００：切痕血圧推定部

Claims (16)

1. 幅方向に連ねられた独立した気室を形成する複数の膨張袋を有し、被測定者の被圧迫部位に巻き付けられて前記被測定者の動脈を圧迫する圧迫帯を備え、前記被測定者の推定血圧値を繰り返し推定する血圧監視装置であって、
   生体の最低血圧値よりも低い低圧区間において前記圧迫帯の複数の圧迫圧下でそれぞれ検出された脈波伝播速度の２乗値と、前記動脈内の血圧値と前記圧迫帯の圧迫圧との圧力差である前記動脈の複数の貫壁圧との間の予め記憶された線型関係を記憶する線型関係記憶部と、
   前記被測定者の被圧迫部位を前記被測定者の最高血圧値よりも高い圧迫圧で圧迫した後の降圧過程で得られる前記動脈からの脈拍同期波に基づいて、前記被測定者の実際の血圧値を測定する血圧測定部と、
   前記被測定者について前記実際の血圧値と前記低圧区間における実際の圧迫圧と前記実際の圧迫圧下でそれぞれ得られた脈波間の伝播時間に基づく実際の脈波伝播速度とを前記線型関係に適用することで、前記被測定者の前記実際の血圧値と前記実際の圧迫圧と前記実際の脈波伝播速度との間の前記被測定者についての固有関係を生成する固有関係生成部と、
   前記被測定者について、前記低圧区間における実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を前記被測定者についての固有関係に適用することで、前記推定血圧値を推定する血圧推定部と、を含む
   ことを特徴とする血圧監視装置。
2. 前記血圧推定部が推定する前記推定血圧値は、前記被測定者の推定最低血圧値ＤＡＰｅであり、
   前記線型関係は、生体の脈波伝播速度をＰＷＶ、生体の最低血圧値をＤＡＰ、生体の圧迫圧をＰｃとすると、以下の（１）式により表される回帰直線である
   ことを特徴とする請求項１の血圧監視装置。
   ＰＷＶ^２＝ｓ・（ＤＡＰ－Ｐｃ）＋ｉ ・・・ （１）
   但し、ｓは前記回帰直線の傾きを示し、ｉは前記回帰直線の切片を示す。
3. 前記被測定者の固有関係は、それぞれ（１）式で示される２つの方程式に、前記被測定者について実測した最低血圧値をＤＡＰとしてそれぞれ代入し、前記低圧区間内の異なる実際の圧迫圧をＰｃとしてそれぞれ代入し、前記異なる実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極小部位間の伝播時間に基づく実際の脈波伝播速度ＰＷＶ_ＤをＰＷＶとしてそれぞれ代入したときに、未知数ｉおよびｓの解としてそれぞれ得られたｉ_Ｄおよびｓ_Ｄを実測校正値とすると、以下の（２）式により表されるものである
   ことを特徴とする請求項２の血圧監視装置。
   ＤＡＰｅ＝ＰＷＶ_Ｄ ^２／ｓ_Ｄ－ｉ_Ｄ／ｓ_Ｄ＋Ｐｃ ・・・ （２）
4. 前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極小部位間の伝播時間は、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の二次微分波形において、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の立ち上がり点に対応して発生する頂点間の伝播時間である
   ことを特徴とする請求項３の血圧監視装置。
5. 前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を（２）式の固有関係に逐次適用することで、前記推定最低血圧値を推定する最低血圧推定部を、含む
   ことを特徴とする請求項３または４の血圧監視装置。
6. 前記血圧推定部が推定する前記推定血圧値は、前記被測定者の推定最高血圧値ＳＡＰｅであり、
   前記線型関係は、生体の脈波伝播速度をＰＷＶ、生体の最高血圧値をＳＡＰ、生体の圧迫圧をＰｃとすると、以下の（３）式により表される回帰直線である
   ことを特徴とする請求項１の血圧監視装置。
   ＰＷＶ^２＝ｓ・（ＳＡＰ－Ｐｃ）＋ｉ ・・・ （３）
   但し、ｓは前記回帰直線の傾きを示し、ｉは前記回帰直線の切片を示す。
7. 前記被測定者の固有関係は、それぞれ（３）式でされる２つの方程式に、前記被測定者について実測した最高血圧値をＳＡＰとしてそれぞれ代入し、前記低圧区間内の異なる実際の圧迫圧をＰｃとしてそれぞれ代入し、前記異なる実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極大部位間の伝播時間に基づく実際の脈波伝播速度ＰＷＶ_ＳをＰＷＶとしてそれぞれ代入したときに、未知数ｉおよびｓの解として得られたｉ_Ｓおよびｓ_Ｓを実測校正値とすると、以下の（４）式により表されるものである
   ことを特徴とする請求項６の血圧監視装置。
   ＳＡＰｅ＝ＰＷＶ_Ｓ ^２／ｓ_Ｓ－ｉ_Ｓ／ｓ_Ｓ＋Ｐｃ ・・・ （４）
8. 前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極大部位間の伝播時間は、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極大点間の伝播時間である
   ことを特徴とする請求項７の血圧監視装置。
9. 前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における、実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を（４）式の固有関係に逐次適用することで、前記推定最高血圧値を推定する最高血圧推定部を、含む
   ことを特徴とする請求項７又は８の血圧監視装置。
10. 前記血圧推定部が推定する前記推定血圧値は、前記極大部位以後に局所的に形成される切痕部位の発生時の圧迫圧である前記被測定者の推定切痕血圧値ＤＮＡＰｅであり、
    前記線型関係は、生体の脈波伝播速度をＰＷＶ、生体の切痕血圧値をＤＮＡＰ、生体の圧迫圧をＰｃとすると、以下の（５）式により表される回帰直線である
    ことを特徴とする請求項１の血圧監視装置。
    ＰＷＶ^２＝ｓ・（ＤＮＡＰ－Ｐｃ）＋ｉ ・・・ （５）
    但し、ｓは前記回帰直線の傾きを示し、ｉは前記回帰直線の切片を示す。
11. 前記被測定者の固有関係は、それぞれ（５）式で示される２つの方程式に、前記被測定者について実測した切痕血圧値をＤＮＡＰとしてそれぞれ代入し、前記低圧区間内の異なる実際の圧迫圧をＰｃとしてそれぞれ代入し、前記異なる実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の切痕部位間の伝播時間に基づく実際の脈波伝播速度ＰＷＶ_ＤＮをＰＷＶとしてそれぞれ代入したときに、未知数ｉおよびｓの解として得られたｉ_ＤＮおよびｓ_ＤＮを実測校正値とすると、以下の（６）式により表されるものである
    ことを特徴とする請求項１０の血圧監視装置。
    ＤＮＡＰｅ＝ＰＷＶ_ＤＮ ^２／ｓ_ＤＮ－ｉ_ＤＮ／ｓ_ＤＮ＋Ｐｃ ・・・ （６）
12. 前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の切痕部位間の伝播時間は、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の二次微分波形において、前記実際の圧迫圧毎にそれぞれ得られた脈波の極大部位に対応する時点の後に発生する頂点間の伝播時間である
    ことを特徴とする請求項１１の血圧監視装置。
13. 前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における、実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を（６）式の固有関係に逐次適用することで、前記推定切痕血圧値を推定する切痕血圧推定部を、含む
    ことを特徴とする請求項１１又は１２の血圧監視装置。
14. 前記血圧推定部は、前記被測定者について、前記低圧区間における実際の圧迫圧および前記実際の圧迫圧下で得られた実際の脈波伝播速度を、前記被測定者について実測した最低血圧値と前記低圧区間における実際の圧迫圧と前記低圧区間における実際の脈波伝播速度との間の固有関係に逐次適用することで、前記被測定者の推定最低血圧値を推定する最低血圧推定部と、前記最低血圧推定部により推定された推定最低血圧値と前記切痕血圧推定部により推定された前記推定切痕血圧値とに基づいて、前記低圧区間における脈波の大きさと前記推定血圧値との関係を生成し、前記関係に逐次求められる実際の脈波の最大値を適用することで推定最高血圧値を推定する最高血圧推定部と、を含む
    ことを特徴とする請求項１３の血圧監視装置。
15. 前記低圧区間内の複数の圧迫圧を、前記低圧区間内において、一時的に一定値に維持する複数の区間を形成するように段階的に降圧させる圧迫圧制御部と、前記複数の区間における圧迫圧下で前記複数の膨張袋内で脈拍に同期してそれぞれ発生する圧力振動である脈波を抽出する脈波抽出部と、前記複数の区間においてそれぞれ得られた脈波の時間差と前記複数の膨張袋間の距離とに基づいて前記脈波伝播速度を算出する脈波伝播速度算出部と、を含む
    ことを特徴とする請求項１から請求項１４のいずれか１の血圧監視装置。
16. 前記圧迫帯は、生体の被圧迫部位に巻き付けられ、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上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋を有し、前記上流側膨張袋、前記中間膨張袋、および前記下流側膨張袋によりそれぞれ同じ圧迫圧で前記被圧迫部位内の前記動脈を圧迫するものである
    ことを特徴とする請求項１から請求項１５のいずれか１の血圧監視装置。

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