JP2023157366A - 血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】最高血圧値を正確に決定できる血圧測定装置を提供する。【解決手段】最高血圧値算出部８８により、圧迫帯１２の圧迫圧力が生体の最高血圧値よりも高い値から下降させられる過程で逐次得られた、脈波信号ＳＭ１が表す上流側容積脈波と脈波信号ＳＭ３が表す下流側容積脈波との相互相関係数Φ（τ）の変化に基づいて、生体１４の最高血圧値ＳＢＰが決定される。上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数Φ（τ）の変化は、圧迫帯１４により閉塞されていた動脈の血流が実際に開始されたことを示すので、血管コンプライアンス、脈拍数、脈圧値、血圧値など、被測定者毎に異なる生体固有の特徴量の影響を受けないので、生体の最高血圧値ＳＢＰの決定精度が高められる。【選択図】図１

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に巻き付けられる圧迫帯を備えた血圧測定装置に関するものである。

生体の被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、その圧迫帯の圧迫圧力を変化させる過程でその圧迫帯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生体の血圧値を自動的に決定する血圧測定装置において、幅方向に連ねられて生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有する圧迫帯を用いるものが知られている。例えば、特許文献１に記載されたものがそれである。

特許文献１の実施例１に記載された血圧測定装置では、圧迫帯による圧迫圧力が最高血圧値よりも高い値から下降させられる過程で、複数個の膨張袋の１つ例えば中間膨張袋から得られた容積脈波の頂点を結ぶ包絡線（エンベロープ）が急激な上昇を示す点及び急激な下降を示す点のそれぞれの圧迫圧力を最高血圧値及び最低血圧値として決定する所謂オシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムが用いられている。

特開２０１２－０７１０５９号公報

しかしながら、圧迫帯による圧迫圧力が最高血圧値よりも高い値から下降させられる過程で、複数個の膨張袋の１つ例えば中間膨張袋から得られる容積脈波の頂点を結ぶ包絡線（エンベロープ）が急激な上昇を示す点及び急激な下降を示す点のそれぞれの圧迫圧力を最高血圧値および最低血圧値として決定する所謂オシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムでは、血管コンプライアンス、脈拍数、脈圧値、血圧値など、被測定者毎に異なる生体固有の特徴量の影響を強く受けるため、血圧測定値の誤差が大きく測定精度が得られなかった。

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、最高血圧値を正確に決定できる血圧測定装置を提供することである。

本発明者等は、以上の事情を背景として種々検討を重ねた結果、複数連ねられた独立した膨張袋で生体をそれぞれ圧迫できる圧迫帯を用いて、各膨張袋から独立に得られる容積脈波を比較検討するうち、圧迫帯による圧迫圧力が最高血圧値付近まで下降させられると、上流側膨張袋から得られる上流側容積脈波と下流側膨張袋から得られる下流側容積脈波との波形が近似し、それら上流側容積脈波と下流側容積脈波との間の相互相関係数が急激に増加する現象を見出した。上流側容積脈波と下流側容積脈波との間の相互相関係数が急激に増加する時点は、それまで閉塞されていた動脈の血流が開始されたことを示す証であるので、その時点の圧迫圧に基づいて最高血圧値を決定することができることを見出した。本発明はかか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、（ａ）生体の被圧迫部位に巻き付けられ、前記生体内の動脈の長軸方向において異なる被圧迫部位を各々圧迫する独立した上流側膨張袋および下流側膨張袋を有し、前記上流側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力で前記被圧迫部位内の動脈血管を圧迫する圧迫帯を、備える血圧測定装置であって、（ｂ）前記圧迫帯による前記被圧迫部位に対する圧迫圧力を前記生体の最高血圧値よりも高い値から下降させる過程で前記上流側膨張袋内および前記下流側膨張袋内の圧迫圧力にそれぞれ含まれる前記生体の心拍に同期した圧力振動である上流側容積脈波および下流側容積脈波を逐次抽出する容積脈波抽出部と、（ｃ）前記容積脈波抽出部により逐次抽出された上流側容積脈波と下流側容積脈波との間の相互相関係数を逐次算出する相互相関係数算出部と、（ｄ）前記相互相関係数算出部により逐次算出された相互相関係数の変化に基づいて、前記生体の最高血圧値を算出する最高血圧値算出部と、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、前記最高血圧値算出部は、前記相互相関係数算出部により逐次算出された前記上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数の差分値を逐次算出する差分値算出部と、前記差分値算出部により逐次算出された前記相互相関係数の差分値の最大値が発生したときの前記圧迫帯による前記生体の被圧迫部位への圧迫圧に基づいて前記生体の最高血圧値を決定する最高血圧値決定部とを、含むことにある。

第３発明の要旨とするところは、第１発明または第２発明において、前記最高血圧値算出部は、前記相互相関係数算出部により逐次算出された前記上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数を、最大値が１となるように正規化した正規化相互相関係数に変換する正規化処理部を、含むことにある。

第４発明の要旨とするところは、第１発明から第３発明のいずれか１の発明において、前記圧迫帯は、前記被圧迫部位に対する圧迫圧力を、前記圧迫圧力を一定に維持する圧迫圧力一定区間と前記圧迫圧力一定区間の間で前記圧迫圧力を変化させる圧迫圧力変化区間とを繰り返しつつ前記生体の最高血圧値よりも高い値から下降させるものであり、容積脈波抽出部は、前記圧迫圧力一定区間で前記生体の心拍に同期した圧力振動である上流側容積脈波および下流側容積脈波を逐次抽出するものである。

第５発明の要旨とするところは、第１発明から第４発明のいずれか１の発明において、前記最高血圧値算出部は、前記相互相関係数算出部により逐次算出された前記上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数値が予め設定した判定閾値を超えたときの前記圧迫帯による前記生体の被圧迫部位への圧迫圧に基づいて前記最高血圧値を決定する最高血圧値決定部とを、含むことにある。

第１発明の血圧測定装置によれば、前記最高血圧値算出部により、前記圧迫帯の圧迫圧力が最高血圧値よりも高い値から下降させられる過程で逐次得られた、前記上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数の変化に基づいて、前記生体の最高血圧値が自動的に決定される。これにより、前記上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数の変化は、前記圧迫帯により閉塞されていた動脈の血流が実際に開始されたことを示すので、血管コンプライアンス、脈拍数、脈圧値、血圧値など、被測定者毎に異なる生体固有の特徴量の影響を受けないので、生体の最高血圧値の決定精度が高められる。

第２発明の血圧測定装置によれば、前記最高血圧値算出部は、前記相互相関係数算出部により逐次算出された前記上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数の差分値を逐次算出する差分値算出部と、前記差分値算出部により逐次算出された前記相互相関係数の差分値の最大値が発生したときの前記圧迫帯による前記生体の被圧迫部位への圧迫圧に基づいて前記生体の最高血圧値を決定する最高血圧値決定部とを、含む。これにより、前記相互相関係数の差分値は前記相互相関係数の変化を強調するので、生体の最高血圧値の決定精度が一層高められる。

第３発明の血圧測定装置によれば、前記最高血圧値算出部は、前記相互相関係数算出部により逐次算出された前記上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数を、最大値が１となるように正規化した正規化相互相関係数に変換する正規化処理部を、含む。これにより、相互相関係数の絶対値の大きさの影響を受けないので、生体の最高血圧値の決定精度が一層高められる。

第４発明の血圧測定装置によれば、前記圧迫帯は、前記被圧迫部位に対する圧迫圧力を、前記圧迫圧力を一定に維持する圧迫圧力一定区間と前記圧迫圧力一定区間の間で前記圧迫圧力を変化させる圧迫圧力変化区間とを繰り返しつつ前記生体の最高血圧値よりも高い値から下降させるものであり、容積脈波抽出部は、前記圧迫圧力一定区間で前記生体の心拍に同期した圧力振動である上流側容積脈波および下流側容積脈波を逐次抽出するものである。これにより、容積脈波抽出部において抽出された上流側容積脈波および下流側容積脈波の波形の歪みが抑制されるので、前記生体の最高血圧値の決定精度が一層高められる。

第５発明の血圧測定装置によれば、前記最高血圧値算出部は、前記相互相関係数算出部により逐次算出された前記上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数値が予め設定した判定閾値を超えたときの前記圧迫帯による前記生体の被圧迫部位への圧迫圧に基づいて前記最高血圧値を決定する最高血圧値決定部とを、含む。これにより、前記圧迫帯により閉塞されていた動脈の血流が実際に開始されたことを示す相互相関係数の変化に基づいて前記最高血圧値が決定されることから、生体の最高血圧値の決定精度が高められる。

本発明の一実施例である血圧測定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のカフ圧制御部による圧迫圧力制御作動の要部を説明するタイムチャートである。 図５のカフ圧制御部により制御される圧迫圧力のうち、図５の容積脈波抽出部により抽出される上流側容積脈波および下流側容積脈波の発生区間を説明する図である。 図５の相互相関係数算出部および正規化処理部によりステップ圧毎に算出された正規化相互相関係数の、圧迫帯による圧迫圧力に対する変化を示す図である。 図５の差分値算出部によりステップ圧毎に算出された正規化相互相関係数の差分値の圧迫圧力に対する変化を示す図である。 図５の電子制御装置の血圧測定作動の要部を説明するフローチャートを示す図である。 図１０の最高血圧決定ルーチンの内容を、詳しく説明するフローチャートである。 オシロメトリック法により測定された最高血圧値の、聴診法を用いて測定した最高血圧値に対する誤差を示す図である。 本発明の一例により測定された最高血圧値の、聴診法を用いて測定した最高血圧値に対する誤差を示す図である。

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、各部の寸法比及び形状等は必ずしも正確に描かれていない。

図１は、被圧迫部位である生体１４の肢体例えば上腕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測定装置１０を示している。この血圧測定装置１０は、血圧測定起動操作後に自動的に上腕１６内の動脈１８を閉塞するのに十分な値まで昇圧させた圧迫帯１２の圧迫圧力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内の圧迫圧力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ＳＢＰ及び最低血圧値ＤＢＰを自動的に測定するものである。

図２は圧迫帯１２の外周側を包む外周側面不織布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の幅方向すなわち動脈１８の長軸（長手）方向に連ねられて上腕１６の動脈１８の長軸（長手）方向において離隔した部位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ている。また、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の間に配置させられる。

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、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、血圧測定装置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の圧迫圧力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の圧迫圧力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の圧迫圧力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の圧迫圧力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の圧迫圧力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、血圧測定開始操作釦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、カフ圧制御部８２、容積脈波抽出部８４、最低血圧算出部８６、最高血圧算出部８８、血圧値表示出力部９８等を、機能的に備えている。図６は、カフ圧制御部８２による圧迫帯１２の圧迫圧力制御作動の要部を説明するタイムチャートである。

カフ圧制御部８２は、図５に示す血圧測定開始操作釦８０の操作に応答して、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ＳＢＰ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に対する圧迫圧力ＰＣを急速昇圧させる。

次いで、カフ圧制御部８２は、排気制御弁５４を半開させた状態で、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、３開閉弁Ｅ３を同時に所定の周期で所定の期間繰り返し開くことで、圧迫帯１２の圧迫圧力ＰＣが生体１４の最低血圧値よりも充分に低い圧、例えば３０ｍｍＨｇ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、たとえば２～５ｍｍＨｇ毎の複数のステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘが順次形成されるように、予め設定された降圧速度で圧迫帯１２の圧迫圧力ＰＣを、圧迫圧力ＰＣを一定に維持する圧迫圧力一定区間Ｔｃと、圧迫圧力一定区間Ｔｃの間で圧迫圧力ＰＣを変化（減少）させる圧迫圧力変化区間Ｔｄとを繰り返しつつステップ状に全体として徐速降圧させる。

カフ圧制御部８２は、圧迫帯１２の圧迫圧力ＰＣが測定終了圧力値ＰＣＥ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、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。このように制御された圧迫帯１２では、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６は同じ圧迫圧力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の圧迫圧力ＰＣが示されている。

容積脈波抽出部８４は、圧迫帯１２の圧迫圧力ＰＣが上記徐速降圧中の各圧迫圧力一定区間Ｔｃにおいてステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘに維持された状態において、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からの出力信号に基づき上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４及び下流側膨張袋２６の各圧迫圧力ＰＣ１、ＰＣ２及びＰＣ３にそれぞれ重畳する、生体の心拍に同期した圧力変動（交流成分）の波形である上流側容積脈波、中間容積脈波、下流側容積脈波をそれぞれ表す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２及びＳＭ３をバンドパスフィルタ処理を行なうことで逐次抽出し、記憶させる。

具体的には、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、例えば０．５Ｈｚ～２０Ｈｚの通過周波数を有するバンドパスフィルタ処理をそれぞれ行なうことにより脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２及びＳＭ３が、圧迫帯１２による圧迫圧力の下降に伴って逐次抽出される。これら脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、及びＳＭ３は、ＲＡＭ７４等の所定の記憶領域に、ステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘのいずれかの脈波発生時の圧迫圧力に対応づけて逐次記憶される。容積脈波抽出部８４は、必要に応じて、ベースラインが平坦である場合の波形に対する歪みを小さくするためにトレンド除去処理をおこなった、脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２及びＳＭ３を抽出する。容積脈波抽出部８４により抽出される上流側容積脈波、下流側容積脈波をそれぞれ表す脈波信号ＳＭ１及びＳＭ３は、１つの波形からそれぞれ構成されるものであってもよいが、本実施例では１つの圧迫圧力一定区間Ｔｃ毎に連ねて発生する２つの波形からそれぞれ構成される。

最低血圧値算出部８６は、よく知られた最低血圧値決定アルゴリズム、たとえば、圧迫帯１２による圧迫圧力の下降に伴って逐次得られた脈波信号ＳＭ２の波形の頂点を結ぶ包絡線（エンベロープ）が急激な下降を示す点の圧迫圧力を最低血圧値として決定する所謂オシロメトリック方式の最低血圧値決定アルゴリズムにより、最低血圧値ＤＢＰが決定される。

最高血圧値算出部８８は、相互相関係数算出部９０、正規化処理部９２、差分値算出部９４、および最高血圧値決定部９６を、備えている。

相互相関係数算出部９０は、図７に示すように、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６において同じ圧迫圧力一定区間Ｔｃにそれぞれ発生した予め定められた拍数分、本実施例では２拍分の上流側容積脈波を表す脈波信号ＳＭ１と下流側容積脈波を表す脈波信号ＳＭ３との間の相互相関係数Φ（τ）を、次式（１）を用いて、それら脈波信号ＳＭ１および脈波信号ＳＭ３が抽出されたステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘ毎に逐次算出する。

Φ（τ）＝∫〔ＳＭ１（ｔ）・ＳＭ３（ｔ－τ）〕ｄｔ ・・・ （１）
Φ（τ）ｎ＝Φ（τ）／（φ１・φ３） ・・・ （２）
但し、τは、相互相関係数の算出時に用いる脈波信号ＳＭ１が表す上流側容積脈波と脈波信号ＳＭ３が表す下流側容積脈波との位相ずれ時間（ｓｅｃ）を表す変数である。φ１およびφ３は、脈波信号（データ）ＳＭ１およびＳＭ３のそれぞれの大きさを示している。

正規化処理部９２は、相互相関係数算出部９０により逐次算出された相互相関係数Φ（τ）を、脈波信号ＳＭ１および脈波信号ＳＭ３のそれぞれの大きさφ１およびφ３で規格化することで、式（２）を用いて、最大値を１とする正規化相互相関係数Φ（τ）ｎに変換する。図８は、このようにして規格化された正規化相互相関係数Φ（τ）ｎと、ステップ圧すなわち圧迫圧力ＰＣとの関係を示している。図８の●印は、上流側膨張袋２２の圧迫圧力ＰＣ１が下降するにともなって変化する正規化相互相関係数Φ（τ）ｎを示している。正規化相互相関係数Φ（τ）ｎは、上流側膨張袋２２の圧迫圧力ＰＣ１の下降に伴って、すなわち図８の横軸の右側から左側へ向かうに従って、当初の最高血圧値ＳＢＰよりも高い高圧域のステップ圧区間は低い値を示すが、最高血圧値ＳＢＰ（１２０ｍｍＨｇ）付近に到達すると１に向かって急増している。

差分値算出部９４は、相互相関係数算出部９０により逐次算出され且つ正規化処理部９２による正規化された、上流側容積脈波を示す脈波信号ＳＭ１と下流側容積脈波を示す脈波信号ＳＭ３との正規化相互相関係数Φ（τ）ｎの変化を示す差分値ΔΦ（τ）ｎを、逐次算出する。差分値ΔΦ（τ）ｎは、ステップ圧毎に隣接する正規化相互相関係数Φ（τ）ｎのデータポイント間の差である。図９の×印は、上流側膨張袋２２の圧迫圧力ＰＣ１がステップ的に下降するにともなって変化する正規化相互相関係数Φ（τ）ｎの差分値ΔΦ（τ）ｎを示している。差分値ΔΦ（τ）ｎは、正規化相互相関係数Φ（τ）ｎの変化の大きさを示すものであり、上流側膨張袋２２の圧迫圧力ＰＣ１の下降に伴って、最高血圧値ＳＢＰ（１２０ｍｍＨｇ）付近において最大値および最大振幅値を示している。

最高血圧値決定部９６は、差分値算出部９４により逐次算出された正規化相互相関係数の差分値ΔΦ（τ）ｎのうちの最大値を判定し、その最大値が発生したときの圧迫帯１２による生体１４の被圧迫部位に対する圧迫圧力ＰＣに基づいて生体１４の最高血圧値ＳＢＰを決定する。あるいは、最高血圧値決定部９６は、逐次算出された正規化相互相関係数値が０．８～０．９程度に予め設定された判定閾値を超えたときの圧迫帯１２による生体１４の被圧迫部位に対する圧迫圧力ＰＣ、図９では１２０ｍｍＨｇ付近の圧迫圧力に基づいて生体１４の最高血圧値ＳＢＰを決定する。上記正規化相互相関係数の判定閾値は、好適には、最高血圧値時点において動脈の血流が開始したことを判定できるように予め実験的に設定されている。

血圧値表示出力部９８は、最高血圧値決定部９６により決定された最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値算出部８６により算出された最低血圧値ＤＢＰを、表示装置７８に表示させる。

図１０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り、図１１は図１０のＳ８に示される最高血圧値決定ルーチンの内容を詳しく説明するフローチャートである。図１０において、血圧測定開始操作釦８０が操作されると、カフ圧制御部８２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の圧迫圧力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および排気制御弁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、カフ圧制御部８２に対応するＳ２では、圧迫帯１２の圧迫圧力ＰＣを示すたとえば第４圧力センサＴ４の出力信号に基づいて、その圧迫圧力ＰＣが予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭ（例えば通常の生体の最高血圧値を超える１８０ｍｍＨｇ）以上であるか否かが判定される。図６の時刻ｔ２より前の区間では、上記Ｓ２の判定が否定されて図１０のＳ１以下が繰り返し実行される。

圧迫圧力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、カフ圧制御部８２に対応するＳ３では、空気ポンプ５０の作動が停止され、圧迫帯１２の圧迫圧力ＰＣが例えば２～５ｍｍＨｇ／ステップ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一定の平均速度で徐速排気するように、図６に示すタイミングで排気制御弁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の圧迫圧力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、容積脈波抽出部８４に対応するＳ４では、圧迫圧力ＰＣ１、ＰＣ２及び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０．５～２０Ｈｚの波長帯の信号を弁別するバンドパスフィルタ処理、および必要に応じて、ベースラインが平坦である場合の波形に対する歪みを小さくするためにトレンド除去処理がそれぞれ施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の圧迫圧力ＰＣが抽出される。そして、それらが互いに関連付けられて記憶される。

カフ圧制御部８２に対応するＳ５では、圧迫圧力ＰＣが予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥ（例えば３０ｍｍＨｇ）以下であるか否かが判定される。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。

圧迫圧力ＰＣが測定終了圧力値ＰＣＥ以下となってＳ５の判定が肯定されると、カフ圧制御部８２に対応するＳ６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、上腕１６が圧迫帯１２による圧迫から解放される。図６の時間ｔ１１以降はこの状態を示す。

次いで、最低血圧値算出部８６に対応するＳ７では、圧迫帯１２による圧迫圧力の下降に伴って逐次得られた脈波信号ＳＭ２の波形の頂点を結ぶ包絡線（エンベロープ）が急激な下降を示す点を決定し、その急激な下降を示す点に対応する圧迫圧力が最低血圧値ＤＢＰとして決定される。

次に、最高血圧値算出部８８に対応するＳ８の最高血圧値決定ルーチンでは、図１１に示す相互相関係数算出部９０に対応するＳ８１、正規化処理部９２に対応するＳ８２、差分値算出部９４に対応するＳ８３、最高血圧値決定部９６に対応するＳ８４が、順次実行される。

Ｓ８１では、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６において同じ圧迫圧力一定区間Ｔｃにそれぞれ発生した上流側容積脈波を表す脈波信号ＳＭ１と下流側容積脈波を表す脈波信号ＳＭ３との間の相互相関係数Φ（τ）が、式（１）を用いて、それら脈波信号ＳＭ１および脈波信号ＳＭ３が抽出されたステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘ毎に逐次算出される。

Ｓ８２では、Ｓ８１において逐次算出された相互相関係数Φ（τ）を、脈波信号ＳＭ１および脈波信号ＳＭ３のそれぞれの大きさφ１およびφ３で規格化することで、式（２）から、相互相関係数Φ（τ）を最大値を１とする正規化相互相関係数Φ（τ）ｎに変換される。図８は、正規化後の正規化相互相関係数Φ（τ）ｎを示している。

Ｓ８３では、Ｓ８１により逐次算出され且つＳ８２により正規化された上流側容積脈波を示す脈波信号ＳＭ１と下流側容積脈波を示す脈波信号ＳＭ３との正規化相互相関係数Φ（τ）ｎの差分値ΔΦ（τ）ｎが、図９の×印に示すように、逐次算出される。

Ｓ８４では、Ｓ８３により逐次算出された正規化相互相関係数の差分値ΔΦ（τ）ｎのうちの最大値が判定され、その最大値が発生したときの圧迫帯１２による生体１４の被圧迫部位に対する圧迫圧力ＰＣに基づいて生体１４の最高血圧値ＳＢＰが決定される。あるいは、逐次算出された正規化相互相関係数が図９の０．８～０．９程度に予め設定された判定閾値を超えたときの圧迫帯１２による生体１４の被圧迫部位に対する圧迫圧力ＰＣ、図９では１２０ｍｍＨｇ付近の圧迫圧力に基づいて生体１４の最高血圧値ＳＢＰが決定される。判定閾値は、好適には、最高血圧値時点において動脈の血流が実際に開始したことを判定できるように予め実験的に設定されている。

図１０のメインへ戻って、血圧値表示出力部９８に対応するＳ９では、Ｓ７により算出された最低血圧値ＤＢＰ、およびＳ８により算出された最高血圧値ＳＢＰが、表示装置７８に表示される。

本発明者等は、９０名の被測定者の最高血圧値ＳＢＰについて、聴診法による測定、オシロメトリック法による測定、および本実施例による測定をそれぞれ行った。聴診法とは、動脈を圧迫する圧迫帯の圧力を水銀柱圧力計を用いて測定し、動脈の血流開始を示す血流音（コロトコフ音）を聴診器を用いて判定したときの圧迫帯の圧力値を最高血圧値として決定する方法である。オシロメトリック法とは、圧迫帯による圧迫圧力が最高血圧値よりも高い値から下降させられる過程で、圧迫帯１２の中間膨張袋２４から得られた容積脈波の頂点を結ぶ包絡線（エンベロープ）が急激な上昇を示す点の圧迫圧力値を最高血圧値として決定する方法である。

図１２は、聴診法による測定値（真値）に対する、オシロメトリック法により測定した最高血圧値の誤差の分布を示している。この場合の、聴診法による測定値（真値）に対する、オシロメトリック法により測定した最高血圧値の平均誤差Ｍ．Ｅ．は－１．１１であり、標準偏差Ｓ．Ｄ．は４．３９であった。

図１３は、聴診法による測定値（真値）に対する、本実施例により測定した最高血圧値の誤差の分布を示している。この場合の、聴診法による測定値（真値）に対する、本実施例により測定した最高血圧値の平均誤差Ｍ．Ｅ．は－０．５９であり、標準偏差Ｓ．Ｄ．は３．２０であった。

図１２および図１３から明らかなように、本実施例により測定した最高血圧値は、オシロメトリック法により測定した最高血圧値に対して、平均誤差が約半分となり、標準偏差が約７２％に減少している。すなわち、本実施例による最高血圧値の測定は、オシロメトリック法による最高血圧値の測定に対して、高い測定精度を有していることが明らかとなった。

上述のように、本実施例の血圧測定装置１０によれば、最高血圧値算出部８８により、圧迫帯１２の圧迫圧力が生体の最高血圧値よりも高い値から下降させられる過程で逐次得られた、脈波信号ＳＭ１が表す上流側容積脈波と脈波信号ＳＭ３が表す下流側容積脈波との相互相関係数Φ（τ）の変化に基づいて、生体１４の最高血圧値ＳＢＰが決定される。これにより、上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数Φ（τ）の変化は、圧迫帯１４により閉塞されていた動脈の血流が実際に開始されたことを示すので、血管コンプライアンス、脈拍数、脈圧値、血圧値など、被測定者毎に異なる生体固有の特徴量の影響を受けないので、生体の最高血圧値ＳＢＰの決定精度が高められる。

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、最高血圧値算出部８８は、相互相関係数算出部９０および正規化処理部９２により逐次算出された上流側容積脈波と下流側容積脈波との正規化相互相関係数Φ（τ）ｎの差分値ΔΦ（τ）ｎを逐次算出する差分値算出部９４と、差分値算出部９４により逐次算出された正規化相互相関係数Φ（τ）ｎの差分値ΔΦ（τ）ｎの最大値が発生したときの圧迫帯１２による生体１４の上腕（被圧迫部位１６への圧迫圧ＰＣに基づいて生体１４の最高血圧値ＳＢＰを決定する最高血圧値決定部９６とを、含む。これにより、正規化相互相関係数Φ（τ）ｎの差分値ΔΦ（τ）ｎは正規化相互相関係数Φ（τ）ｎの変化を強調するので、生体１４の最高血圧値ＳＢＰの決定精度が一層高められる。

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、最高血圧値算出部８８は、相互相関係数算出部９０により逐次算出された上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数Φ（τ）を、最大値が１となるように正規化した正規化相互相関Φ（τ）ｎに変換する正規化処理部９２を、含む。これにより、正規化相互相関Φ（τ）ｎを用いた最高血圧値ＳＢＰの決定は相互相関係数Φ（τ）の絶対値の大きさの影響を受けないので、生体１４の最高血圧値ＳＢＰの決定精度が一層高められる。

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、圧迫帯１２は、上腕（被圧迫部位）１６に対する圧迫圧力ＰＣを、圧迫圧力を一定に維持する圧迫圧力一定区間Ｔｃと、圧迫圧力一定区間Ｔｃの間で圧迫圧力を変化させる圧迫圧力変化区間Ｔｄとを繰り返しつつ生体１４の最高血圧値よりも高い値から下降させるものであり、容積脈波抽出部８４は、圧迫圧力一定区間Ｔｃで生体の心拍に同期した圧力振動である上流側容積脈波を表す脈波信号ＳＭ１および下流側容積脈波を表す脈波信号ＳＭ３を逐次抽出するものである。これにより、容積脈波抽出部８４において抽出された脈波信号ＳＭ１が表す上流側容積脈波および脈波信号ＳＭ３が表す下流側容積脈波の波形の、圧迫圧力ＰＣの下降（変化）に由来する歪みが抑制されるので、生体１４の最高血圧値ＳＢＰの決定精度が一層高められる。

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、最高血圧値算出部８８は、相互相関係数算出部９０により逐次算出され且つ正規化処理部９２により正規化された正規化相互相関係数Φ（τ）ｎが予め設定した判定閾値を超えたときの圧迫帯１２による圧迫圧ＰＣに基づいて最高血圧値ＳＡＰを決定する最高血圧値決定部９６とを、含む。これにより、圧迫帯１２により閉塞されていた動脈の血流が実際に開始されたことを示す相互相関係数Φ（τ）ｎの変化に基づいて最高血圧値ＳＡＰが決定されることから、生体の最高血圧値ＳＡＰの決定精度が高められる。

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、前述の実施例の図１０では、圧迫帯１２による上腕１６への圧迫圧力が測定終了圧力値ＰＣＥに到達するまでの間に脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、ＳＭ３が読み込まれ、その後において、最低血圧値を決定するＳ７および最高血圧値を決定するＳ８が行なわれていたが、例えばステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘが形成されている間にそれらのステップＳ７およびＳ８の処理がリアルタイムで順次実行されるものであってもよい。

また、前述の実施例に用いられていた圧迫帯１２は、３つの上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、下流側膨張袋２６を備えたものであったが、たとえば、上流側膨張袋２２、下流側膨張袋２６の２つを備えたものであってもよいし、４つ以上の膨張袋を備えていてもよい。

また、前述の実施例において、圧迫帯１２による上腕１６に対する圧迫圧力ＰＣとして、上流側膨張袋２２内の圧迫圧力ＰＣ１、中間膨張袋２４の圧迫圧力ＰＣ２、下流側膨張袋２６内の圧迫圧力ＰＣ３、または、それらの平均圧力が用いられてもよい。

また、前述の実施例の圧迫帯１２は、上腕１６を圧迫するものであったが、生体１４の一部、例えば手首、下肢を圧迫するものであってもよい。

また、前述の実施例の圧迫帯１２は、血圧測定に際して、ステップ降圧を採用していたが、圧迫圧力ＰＣを連続的に変化させる連続降圧であってもよい。

また、前述の実施例の圧迫帯１２は、血圧測定に際して、ステップ降圧を採用していたが、圧迫圧力ＰＣをステップ的に昇圧させるステップ昇圧、あるいは連続的に昇圧させる連続昇圧であってもよい。

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：血圧測定装置
１２：圧迫帯
１４：生体
１６：上腕（被圧迫部位）
１８：動脈
２２：上流側膨張袋
２４：中間膨張袋
２６：下流側膨張袋
８２：カフ圧制御部
８４：容積脈波抽出部
８６：最低血圧値算出部
８８：最高血圧値算出部
９０：相互相関係数算出部
９２：正規化処理部
９４：差分値算出部
９６：最高血圧値決定部
ＳＢＰ：最高血圧値
ＤＢＰ：最低血圧値
ＰＣ：圧迫帯の圧迫圧力
ＰＣ１：上流側膨張袋内の圧迫圧力
ＰＣ３：下流側膨張袋内の圧迫圧力
ＰＣＭ：昇圧目標圧力値
ＳＭ１：脈波信号（上流側容積脈波）
ＳＭ３：脈波信号（下流側容積脈波）
Φ（τ）：相互相関係数
Φ（τ）ｎ：正規化相互相関係数

Claims (5)

1. 生体の被圧迫部位に巻き付けられ、前記生体内の動脈の長軸方向において異なる被圧迫部位を各々圧迫する独立した上流側膨張袋および下流側膨張袋を有し、前記上流側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力で前記被圧迫部位内の動脈血管を圧迫する圧迫帯を、備える血圧測定装置であって、
   前記圧迫帯による前記被圧迫部位に対する圧迫圧力を前記生体の最高血圧値よりも高い値から下降させる過程で前記上流側膨張袋内および前記下流側膨張袋内の圧迫圧力にそれぞれ含まれる前記生体の心拍に同期した圧力振動である上流側容積脈波および下流側容積脈波を逐次抽出する容積脈波抽出部と、
   前記容積脈波抽出部により逐次抽出された上流側容積脈波と下流側容積脈波との間の相互相関係数を逐次算出する相互相関係数算出部と、
   前記相互相関係数算出部により逐次算出された相互相関係数の変化に基づいて、前記生体の最高血圧値を算出する最高血圧値算出部と、を含む
   ことを特徴とする血圧測定装置。
2. 前記最高血圧値算出部は、
   前記相互相関係数算出部により逐次算出された前記上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数の差分値を逐次算出する差分値算出部と、
   前記差分値算出部により逐次算出された前記相互相関係数の差分値の最大値が発生したときの前記圧迫帯による前記生体の被圧迫部位への圧迫圧に基づいて前記生体の最高血圧値を決定する最高血圧値決定部とを、含む
   ことを特徴とする請求項１の血圧測定装置。
3. 前記最高血圧値算出部は、
   前記相互相関係数算出部により逐次算出された前記上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数を、最大値が１となるように正規化した正規化相互相関係数に変換する正規化処理部を、含む
   ことを特徴とする請求項１又は２の血圧測定装置。
4. 前記圧迫帯は、前記被圧迫部位に対する圧迫圧力を、前記圧迫圧力を一定に維持する圧迫圧力一定区間と前記圧迫圧力一定区間の間で前記圧迫圧力を変化させる圧迫圧力変化区間とを繰り返しつつ前記生体の最高血圧値よりも高い値から下降させるものであり、
   容積脈波抽出部は、前記圧迫圧力一定区間で前記生体の心拍に同期した圧力振動である上流側容積脈波および下流側容積脈波を逐次抽出するものである
   ことを特徴とする請求項１の血圧測定装置。
5. 前記最高血圧値算出部は、
   前記相互相関係数算出部により逐次算出された前記上流側容積脈波と下流側容積脈波との相互相関係数が予め設定した判定閾値を超えたときの前記圧迫帯による前記生体の被圧迫部位への圧迫圧に基づいて前記最高血圧値を決定する最高血圧値決定部を、含む
   ことを特徴とする請求項１の血圧測定装置。

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