JP4673022B2

JP4673022B2 - 血圧計

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Publication number: JP4673022B2
Application number: JP2004264565A
Authority: JP
Inventors: 能行羽生; 浩司萩
Original assignee: TRUMO KABUSHIKI KAISHA
Current assignee: TRUMO KABUSHIKI KAISHA
Priority date: 2004-09-10
Filing date: 2004-09-10
Publication date: 2011-04-20
Anticipated expiration: 2024-09-10
Also published as: JP2006075437A

Description

本発明は、病院などで看護師などの医療従事者が患者の血圧を測定するのに用いる携帯型のオシロメトリック式血圧計に関するものである。

オシロメトリック方式の血圧計にあっては、脈波波形からその特徴量により血圧値を計算することが提案されている（特許文献１参照）。

この特許文献１において、脈波形特徴量により血圧値を判定する血圧計は、判定の基準脈波形特徴量を１つ設け、その基準脈波形特徴量を初めて越えた（あるいは下がった）時のカフ帯の圧力値を血圧値と判定していた（図１参照）。また、特許文献１においては、判定レベル幅を一つ設け、その間で最大の変化量を示す時のカフ帯の圧力値を血圧値と判定していた（図２参照）。ここで、図１及び図２はカフ帯内の圧力を横軸に脈波形特徴量を棒グラフ化したものである。
特開平７−９５９６５号公報

しかしながら、上術のように特許文献１に開示された血圧計にあっては、ある脈波形特徴量が基準脈波形特徴量を越えるか越えないか、また、判定レベル幅に入るか入らないかによって血圧値が大きく変わる可能性があり、安定した血圧測定が実施されにくいという問題がある。また、被測定者の脈波の特徴によっては判定の基準脈波形特徴量及び判定レベル幅を一律に固定していたのでは精度良い測定ができないという問題がある。

また、被測定者が不整脈等の循環機能障害を有している結果血圧に大きな変動がある場合には、血圧測定及び決定が極めて困難であるという問題もある。

本発明は上記問題点に鑑みてなされたものであり、血圧変動がある被測定者の血圧を測定する場合でもより正確な血圧測定が可能な血圧計を提供することを目的とする。

上記目的を達成するため、本発明による血圧計は、カフ圧力の変化に伴う動脈拍動による動脈壁の振動に基づいて血圧を測定する血圧計であって、カフ圧力を測定し、圧力変動波形から振動成分を抽出し、脈波波形を取得する脈波波形抽出手段と、前記取得された脈波波形から、前記カフ圧力の減少開始後に最初に脈波が立ち上がるポイントである第１のポイントを検出し、該第１のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第１の最高血圧候補値とする第１の検出手段と、前記取得された脈波波形から、前記第１のポイント後において、脈波が下がり、再び立ち上がるポイントである第２のポイントを検出し、該第２のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第２の最高血圧候補値とする第２の検出手段と、前記第１及び第２の最高血圧候補値の差が所定範囲内にあるか否かを判定する判定手段と、前記判定手段による判定の結果、所定範囲内にあると判定された場合、前記第１の最高血圧候補値を最高血圧値とする最高血圧値決定手段とを備えることを特徴とする。

さらに、前記取得された脈波波形から、最大脈波振幅値に対して所定の割合の振幅値となるポイントである第３のポイントを検出し、該第３のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第３の最高血圧候補値とする第３の検出手段を更に備え、前記最高血圧値決定手段は、前記判定手段による判定の結果、所定範囲内にないと判定された場合、前記第１乃至第３の最高血圧候補値の平均値を最高血圧値とすることを特徴とする。

本発明による血圧計は、カフ圧力の変化に伴う動脈拍動による動脈壁の振動に基づいて血圧を測定する血圧計であって、カフ圧力を測定し、圧力変動波形から振動成分を抽出し、脈波波形を取得する脈波波形抽出手段と、前記取得された脈波波形から、前記カフ圧力の減少開始後に最初に脈波が立ち上がるポイントである第１のポイントを検出し、該第１のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第１の最高血圧候補値とする第１の検出手段と、前記取得された脈波波形から、前記第１のポイント後において、脈波が下がり、再び立ち上がるポイントである第２のポイントを検出し、該第２のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第２の最高血圧候補値とする第２の検出手段と、前記取得された脈波波形から、最大脈波振幅値に対して所定の割合の振幅値となるポイントである第３のポイントを検出し、該第３のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第３の最高血圧候補値とする第３の検出手段と、前記第１及び第２の最高血圧候補値の差が所定範囲内にあるか否かを判定する判定手段と、前記判定手段による判定の結果、所定範囲内にないと判定された場合、前記第１及び第３の最高血圧候補値の平均値を最高血圧値とする最高血圧値決定手段とを備えることを特徴とする。

さらに、本発明による血圧計は、カフ圧力の変化に伴う動脈拍動による動脈壁の振動に基づいて血圧を測定する血圧計であって、カフ圧力を測定し、圧力変動波形から振動成分を抽出し、脈波波形を取得する脈波波形抽出手段と、前記取得された脈波波形から、前記カフ圧力の減少開始後に最初に脈波が立ち上がるポイントである第１のポイントを検出し、該第１のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第１の最高血圧候補値とする第１の検出手段と、前記取得された脈波波形から、前記第１のポイント後において、脈波が下がり、再び立ち上がるポイントである第２のポイントを検出し、該第２のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第２の最高血圧候補値とする第２の検出手段と、前記第１及び第２の最高血圧候補値の差が所定範囲内にあるか否かを判定する判定手段と、前記判定手段による判定の結果、所定範囲内にあると判定された場合、前記第１及び第２の最高血圧候補値の平均値を最高血圧値とする最高血圧値決定手段とを備えることを特徴とする。

さらに、最大脈波振幅値に対して所定の割合の振幅値となるポイントである第３のポイントを検出し、該第３のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第３の最高血圧候補値とする第３の検出手段を更に備え、前記最高血圧値決定手段は、前記判定手段による判定の結果、所定範囲内にないと判定された場合、前記第３の最高血圧候補値を最高血圧値とすることを特徴とする。

その他の本発明の特徴は、以下の発明を実施するための最良の形態の記載及び添付図面により明らかになるものである。

本願発明によれば、血圧変動がある被測定者の血圧を測定する場合でもより正確な血圧測定が可能となる。

以下、図面を参照しながら本発明の実施の形態を詳細に説明する。

＜血圧計の外観＞
図３は本実施形態による血圧計１及びカフ帯２の外観を表す図である。

図３において、１０は血圧計本体の筐体であり、内部には電気的に血圧計１を動作させるための電気回路を搭載した基板およびカフ（後述する大カフ(大きい容量の空気袋)２２と小カフ２３(小さい容量の空気袋)からなる）２にエアーを送ったりカフ２から排気するための配管（後述する）が収められている。１１は表示部であり、そこには最高及び最低血圧値、脈拍、測定モード等が表示される。１２は電源ＯＮ／ＯＦＦスイッチであり、１３はモードスイッチである。本実施形態の血圧計１のモードには、後で詳述するが、測定モードとしてノーマルモード、スローモード、聴診モードの複数(３つ)のモードが設けられている。１４は排気スイッチであり、ここを押下することにより、強制的に大カフ２２内のエアーを排気することができるようになっている。１５は送気球（加圧ゴム気球）であり、これを握る・離すの動作を繰り返すことにより、筐体１０内部の配管を経由してカフ帯２にエアーを送り込むものである。

送気球１５からのエアーは、コネクタ部１６に接続されたチューブ１８及び１９を経由してカフ２に送り込まれる。１８は大カフ２２にエアーを送り込むためのチューブ（大カフ用チューブ）であり、１９は小カフ２３にエアーを送り込むためのチューブ（小カフ用チューブ）である。

１７はチューブホルダであり、それ以降カフ２に向かって一体となっている大カフ用チューブ１８と小カフ用チューブ１９とが分離しないようにするためのものである。また、コネクタ部１６とチューブホルダ１７との間で、小カフ用チューブ１９を撓ませる（余裕を持たせる）ことにより、小カフ用チューブ１９がコネクタ部１６から抜けにくくなるようにしている。つまり、小カフ用チューブ１９に余裕を持たせている分、チューブを引き回したり、多少無理な方向に大カフ用チューブ１８が抜けない程度に引っ張っても小カフ用チューブ１９がコネクタ部１６から外れてしまうことを防止できるのである。

なお、カフ２はカフカバー２１で覆われており、中には天然ゴム，合成ゴム，エラストマー等の可撓性材料で形成された大カフ２２とポリウレタン等の可撓性材料で形成された(ａ)小カフ２３が入っている。

＜カフの構成＞
図４は、カフ２の構成を示す図である。図４Ａは全体構造を、図４Ｂは大カフ２２と小カフ２３の構造を示す図である。図４Ａに示されるように、カフ２は、外面に面ファスナー(不図示)が設けられたカフカバー２１とそれに覆われている大カフ２２と小カフ２３で構成されている。なお、カフ２は取替え、消毒等が可能で、その場合、大カフ２２，小カフ２３をカフ２の開口部２ａから容易に取り出したり、挿入したりすることを容易にするために、大カフ２２にテーパー部２２ｂを有する突起部２２ａを設けている。この突起部２２ａはカフ２に挿入された状態で開口部２ａの位置と対応するようになっている。また、逆入れ防止のために突起部２２ａは大カフ２２の長手方向で中央から所定ずれた位置（Ｌ４＞Ｌ５）に設けている。

大カフ２２には、前述のように大カフ用チューブ１８を介してエアーが送られて加圧される。大カフ２２が加圧され膨らむことによって、カフ帯２が巻かれた被測定者の腕を止血する。また、小カフ２３にも、小カフ用チューブ１９を介してエアーが送られて加圧される。大カフ２２のエアーが排気により減圧され、血流が再開したときには、エアーが入った小カフ２３内の圧力に変動が起こり、この変動に対応した脈波が後述の圧力センサ９２(図１４参照)によって検出される。また、大カフ２２と小カフ２３との間には図示しないＰＥＴ製背面板が設けられており、小カフ２３内の微妙な圧力変動をも検出できるように工夫されている。つまり、膨らんだ状態の大カフ２２には弾力性があるため、大カフ２２に小カフ２３を直接取り付けてしまうと小カフ２３内の圧力変動があってもそれを検出できない可能性があり、このような状態を防止するためである。小カフ用チューブ１９をそれよりも外径の大きい大カフ用チューブ１８に対して弛ませて捻るようにして小カフ２２に接続することで、カフ２からの取出し、カフ２への挿入の際に小カフ用チューブ１９の抜け防止の効果がある。また、弛みを捻りで吸収させることで、カフ２からの取出し、カフ２への挿入の際の小カフ用チューブ１９の引っかかりの防止の効果がある。

また、面ファスナーによって看護師により患者(被検者)の上腕にしっかり固定できるようになっている。このリング２６は必ずしも必要ない。カフ帯２が大きくなると巻いたり固定したりするのがより困難になるために設けられるものである。

２４はチューブ側コネクタであり、本体側のコネクタ部１６に接続される。また、２５は強制排気弁であり、カフサイズが大きいとき（例えば、Ｌ、ＬＬサイズ（カフサイズについては後述する））に設けられる。カフサイズが大きいときには必然的に大カフ２２が大きくなるが、充分加圧した状態から減圧するには時間がかかり、急激に大カフ２２からエアーを抜きたいときにこの強制排気弁２５を開くことによって短時間にエアーを抜くことができる。

本実施形態では、異なる複数のサイズのカフが用意されている。小さい方から順にＳＳ、Ｓ、Ｍ、Ｌ、ＬＬである。

ＳＳサイズのカフについて、例えば、カフカバー２１の横長Ｌ１＆幅Ｗ１は（３４５±５ｍｍ，１００±４ｍｍ）、大カフ２２の横長Ｌ２＆幅Ｗ２は（１３０±１０ｍｍ，８０±５ｍｍ）、小カフ２３の横長Ｌ３＆幅Ｗ３は（３０±１ｍｍ，２０±１ｍｍ）である。

Ｓサイズのカフについて、例えば、カフカバー２１の横長Ｌ１＆幅Ｗ１は（４３５±５ｍｍ，１３０±４ｍｍ）、大カフ２２の横長Ｌ２＆幅Ｗ２は（１７０±１０ｍｍ，１１０±５ｍｍ）、小カフ２３の横長Ｌ３＆幅Ｗ３は（４０±１ｍｍ，２５±１ｍｍ）である。

Ｍサイズのカフについて、例えば、カフカバー２１の横長Ｌ１＆幅Ｗ１は（５２０±５ｍｍ，１５０±４ｍｍ）、大カフ２２の横長Ｌ２＆幅Ｗ２は（２４０±１０ｍｍ，１３０±５ｍｍ）、小カフ２３の横長Ｌ３＆幅Ｗ３は（６０±１ｍｍ，３０±１ｍｍ）である。

Ｌサイズのカフについて、例えば、カフカバー２１の横長Ｌ１＆幅Ｗ１は（６４０±５ｍｍ，１９０±４ｍｍ）、大カフ２２の横長Ｌ２＆幅Ｗ２は（３２０±１０ｍｍ，１７０±５ｍｍ）、小カフ２３の横長Ｌ３＆幅Ｗ３は（８０±１ｍｍ，４０±１ｍｍ）である。

ＬＬサイズのカフについて、例えば、カフカバー２１の横長Ｌ１＆幅Ｗ１は（２２０±４ｍｍ，８３０±５ｍｍ）、大カフ２２の横長Ｌ２＆幅Ｗ２は（４２０±１０ｍｍ，２００±５ｍｍ）、小カフ２３の横長Ｌ３＆幅Ｗ３は（１００±１ｍｍ，５０±１ｍｍ）である。

＜血圧計本体の内部構造＞
図５は、血圧計本体１０の内部構造を示す図である。

図５において、３１はマニュホールド、３２はマニュホールド分岐部、３３は大カフ用導通管、３４はバイパス管(小カフ用導通管)、３５導通管分岐部、３６は圧力センサー導通管、３７は屈曲防止用コイル、３８は電磁弁、３９はかしめリングである。１６１は大カフ用導通管３３と大カフ用チューブ１８とを接続するための大カフ用雄コネクタ、１６２は小カフ用導通管３４と小カフ用チューブ１９とを接続するための小カフ用雌コネクタである。大カフ用雄コネクタ１６１と小カフ用雌コネクタ１６２とは一体成形されており、コネクタ部１６を形成している。

送気球１５から送られたエアーはマニュホールド３１を通過し、大カフ用導通管３３を介して大カフ用雄コネクタ１６１から排出される。大カフ用雄コネクタ１６１から排出されたエアーは大カフ用チューブ１８内を通過して大カフ２２に送られる。これにより大カフ２２が加圧されることになる。

また、送気球１５から送られたエアーの一部はマニュホールド分岐部３２からバイパス管３４に入り、そこを介して小カフ用雌コネクタ１６２から排出される。小カフ用雌コネクタ１６２から排出されたエアーは小カフ用チューブ１９内を通過して小カフ２３に送られる。これにより小カフ２３が加圧されることになる。

導通管分岐部３５から分岐している圧力センサー導通管３６は、送気され、バイパス管３４から分岐したエアーの一部を圧力センサ（図１４のブロック図における９２）に送り込むと共に、測定中に脈波で変動した小カフ２３の圧力によって押し出されたエアーを圧力センサーに送り込むために設けられているものである。なお、圧力センサー導通管３６の内部には屈曲防止用コイルバネ(屈曲防止用部材)３７が設けられている。これは、圧力センサー導通管３６が曲げられたときに折れてしまい、管が閉塞してしまうのを防止する機能を有している。

なお、このバイパス管３４は、例えばオレフィン系エラストマーよりなり、内径が０.４ｍｍ程度で、両端の内部にはステンレス製等の剛性を有する金属性の同じ内径の０.４ｍｍの細径パイプがもうけられており、両端接続部でもつぶれることなく内径が維持できるように補強されている。電磁弁３８は、送気球１５によって送気されている間は閉じてエアーがカフ２に充分に送り込まれるようにし、加圧された大カフ２２からエアーを排気して減圧する場合には開くように制御される（小カフ２２からも排気されるが大カフ２１に比べてその容量は極めて少ない）。電磁弁３８の開閉制御等については後述する。

＜コネクタ部１６の構造＞
図６乃至８はカフチューブ１８及び１９と血圧計本体１との接続部分を詳細に示す図であり、図６はコネクタ部１６を示し、図７は血圧計本体１における接続部の構造を示し、図８はコネクタ部１６を血圧計本体１に収めた状態でカフチューブとの接続部分（カフチューブ接続前）を上から見た状態を示している。また、図９は、大カフ用チューブ側コネクタ２４の拡大図である。

図６において、１６１は大カフ用雄コネクタ、１６２は小カフ用雌コネクタである。１６３は小カフ用導通管接続部、１６４は圧力センサー導通管接続部、１６５は大カフ用導通管接続部である。また、１６６は板状部であり、これによって大カフ用雄コネクタ１６１と小カフ用雌コネクタ１６２とが一体となっている。さらに、１６７は小カフ用雌コネクタ１６２の凹部に収められたＯリングである。

図７において、７１は小カフ用雌コネクタ１６２の収納部、７２は小カフ用雌コネクタ側にある板状部１６６の収納部、７３は大カフ用コネクタ側にある板状部１６６の収納部である。また、本体側接続部には、チューブ側コネクタ２４を係止させるための溝（係止部）７４が設けられている。そして、溝７４が形成されたため、突起部７５も形成されている。

コネクタ部１６の板状部１６６は、図７の収納部７２及び７３に収まり、コネクタ部１６が血圧計本体１内でずれたり、ガタツキが起きないように位置決めされている。また、円柱形の小カフ用雌コネクタ１６２が小カフ用雌コネクタ収納部７１に収められる。このようにコネクタ部１６の形状に合わせた収納部を血圧計本体１の筐体に設けることにより、コネクタ部１６のガタツキを防止でき、カフチューブとの接続も安定的に行うことができる。

また、図８に示されるように、血圧計本体１の上筐体と下筐体をはめ合わせると、本体側接続部分が形成される。大カフ用雄コネクタ１６１はその頭の部分が多少血圧計本体１から突出するようになっている（突出の様子については図９参照）。また、凸部７５は、チューブ側コネクタ２４が小カフ用雌コネクタ１６２に接続される部分の周囲を囲むように縁を形成することになる。

さらに、図９に示されるように、チューブ側コネクタ２４は、小カフ２３内で変化した空気圧を本体側に伝えるための先端部２４１とチューブ側コネクタ２４自身を本体側接続部に固定するための弾性部２４２及び弾性部２４２の先端に設けられた突起部２４３とを備えている。弾性部２４２は、先端部２４１を取り囲むよう形成された外壁部２４４の一部に切り欠きを円周方向に複数個設けて構成されている。そして、チューブ側コネクタ２４が小カフ用雌コネクタ１６２に接続されるときには、板バネ２４３が溝７４に嵌り、突起部２４３と本体側の凸部７５とが係止することによってチューブ側コネクタ２４が抜けにくくなるようにしている。

また、前述のように、小カフ用雌コネクタ１６２の凹部にはＯリング１６７が収められているので、先端部２４１と小カフ用雌コネクタ１６２との間にできる隙間をなくし、空気漏れを防止することができるようになっている。

なお、チューブ側コネクタ２４の突起部２４３が血圧計本体１の溝部７４に嵌るときには、板バネ突起部２４３で規定される径が本体側凸部７５で規定される径よりも大きいので、弾性部２４２の反発力によってクリック感が生じるようになっている。このクリック感によって使用者はチューブ側コネクタ２４が血圧計本体１に接続されたことを容易に認識することができる。

＜送気球１５と血圧計本体筐体１０との接続部の構造＞
（構造の第１の具体例）
図１０は、送気球１５と血圧計本体筐体１０との接続部の構造を示す図である。図１０Ａは筐体１０に送気球１５を装着したときの様子を示し、図１０Ｂは筐体１０から取り外したときの送気球１５を示し、図１０Ｃは送気球コネクタの拡大断面図である。

図１０Ａにおいて、１０１は送気球コネクタ、１０２ａ，１０２ｂはＯリング、１０３はメッシュ状のダストフィルタ、１０４はフィルタキャップである。小さい径のＯリング１０２ａは径方向でのシール作用、大きい径のＯリング１０２ｂは軸方向で圧縮される(潰される)ことによるゆるみ止め作用があり、２つのＯリング１０２ａ，１０２ｂを設けることで２つの作用効果が得られる。

図１０Ｂに示されるように、送気球コネクタ１０１にはねじ山１０１４が設けられており、送気球１５の装着は、それをマニュホールド３１に対して回し入れることによって行われる。

送気球コネクタ１０１はゴム製の送気球１５に挿入部１０１０からフランジ部１０１２まで挿入される。送気球コネクタ１０１には拡径段差部１０１１が設けられており、これがゴム製の送気球１５の挿入口付近で抵抗となって抜けにくくなっている。また、かしめリング３９（図１０Ａ参照）によって送気球１５の挿入部付近を外から締めることによって、送気球コネクタ１０１が送気球１５からより抜けにくくしている。つまり、送気球コネクタ１０１の拡径段差部１０１１及びかしめリング３９によって内側と外側から送気球１５と送気球コネクタ７１を固定しているのである。

また、送気球コネクタ１０１の外周には凹部１０１３が形成されている。ここには、図１０Ａで示されるように、例えばゴム製のＯリング１０２ａ，１０２ｂが取り付けられ、送気球１５をマニュホールド３１に回し入れられたときにシールされるようになる。また、Ｏリング１０２ｂは、回し入れられたときの緩み防止作用を果たす。

さらに、送気球コネクタ１０１は、フィルタ装着部１０１５を有しており、ここにはダストフィルタ１０３が取り付けられたフィルタキャップ１０４が装着される。このダストフィルタ１０３によって血圧計１内の各導通管３３、３４及び３６や電磁バルブ３８、カフ帯２につながる各チューブ１８及び１９等に塵が入り込むのを防止することができる。つまり、塵によって各管が詰まったり、電磁バルブ３８や圧力センサー９２に誤動作が発生することを防止できる。なお、１０２０は逆止弁である。
（構造の第２の具体例）
図１１及び図１２は、送気球１５と血圧計本体筐体１０との接続部の構造の第２の具体例を示す図であって、特に図１１は第２の具体例に係る送気球コネクタ１０１の構造を示し、図１２は第２の具体例に係るワンウェイクラッチリング１２０１を示している。

第１の具体例では、送気球コネクタ１０１の凹部１０１３にＯリング１０２ｂを取り付けるようにしたが、第２の具体例では、Ｏリング１０２ｂの代わりにワンウェイクラッチリング１２０１（図１２参照）を取り付けるようにしている。

図１２Ａ及びＢに示されるように、ワンウェイクラッチリング１２０１の下表面には、等間隔に例えば１２個の台形状切り欠き部１２０２が設けられている。切り欠き部１２０２（Ｙで示される部分）の拡大図たる図１２Ｃに示されるように、切り欠き部１２０２における台形の一方の端部の角度は略直角であるのに対し、もう一方の端部は傾斜を有し、その傾斜角度は所定の角度θ(例えば１５〜３０°)をなしている。また、ワンウェイクラッチリング１２０２の上表面には弾性体リング１２０３（例えば、発泡ゴムリング、スポンジリングやゴムリング等）が貼着されている。弾性体リング１２０３の作用については後述する。

一方、図１１に示されるように、送気球コネクタ１０１のフランジ部１０１２には等間隔に例えば４個の台形状凸部１１０２が設けられている。Ｘ部分拡大図たる図１１Ｂに示されるように、凸部における台形の一方の端部の角度は略直角であるのに大使、もう一方の端部は傾斜を有し、その傾斜角度は所定の角度θ(例えば１５〜３０°)、つまり切り欠き部１２０２の角度θと同じ角度をなしている。従って、台形状凸部１１０２と台形状切り欠き部１２０２はぴったりと嵌リ合うような関係にある。

上述のような構成を有するワンウェイクラッチリング１２０１は、送気球コネクタ１０１の段差部１１０３に嵌められる。そして、ワンウェイクラッチリング１２０２における台形状切り欠き部１２０２と送気球コネクタ１０１における台形状凸部１１０２が嵌り合った状態で、送気球１５はマニュホールド３１に回し入れられる。送気球１５がマニュホールド３１にきつく締まる状態に近づくと、マニュホールド３１の内部側面にワンウェイクラッチリング１２０１の弾性体リング１２０３が接触し、それらの摩擦によって弾性体リング１２０３の回転が抑えられる。その一方で、送気球１５は回し入れられているので、送気球コネクタ１０１の台形状凸部１１０２の傾斜部１１０３は、ワンウェイクラッチリング１２０１の台形状切り欠き部１２０２の傾斜部１２０４を乗り越えて「カチカチ」という音を立てるようになる。送気球１５が最後までマニュホールド３１に回し入れられると、弾性体リング１２０３が潰れるため、ワンウェイクラッチリング１２０３の空転も無くなり、送気球１５は血圧計本体１にしっかりと固定されることになる。

＜表示部１１の詳細＞
図１３は、血圧計１の表示部１１の詳細を示す図である。

図１３において、１１０は最高血圧の表示、１１１は最低血圧の表示、１１２は脈拍の表示、１１３は脈波信号の表示、１１４は前回値の表示、１１５は排気中の表示、１１６は加圧不足の表示、１１７は過加圧の表示、１１８は選択中のモードについての表示である。

最高血圧表示１１０は、加圧及び減圧中にあっては瞬時圧を表示し、最終的に最高血圧の表示である。最低血圧表示１１１は最終的に決定された最低血圧の表示である。そして、例えば、最低血圧が８０と決定された場合、それまでと同じスピードで排気し減圧しても動作として無駄なので、圧力値６０から急速に排気するように電磁弁３６が制御される。その急速排気中には、排気中表示１１５が点滅する。また、この排気中表示１１５は、前述のように、排気スイッチ１４を押下することによっても点滅する。その際には強制的に電磁弁は解放され、急速に排気するように制御される。急速排気の場合の排気スピードは通常減圧時の倍以上のスピードとなっている。また、脈拍表示１１２は、測定された脈拍値を表示する。前回値表示は電源スイッチ１２を押下して血圧計を立ち上げると点滅又は点灯し、前回に測定した最高及び最低血圧値、脈拍値が最高血圧表示１１０、最低血圧表示１１１、脈拍表示１１２のところにそれぞれの値が表示される。そして、しばらくすると又は送気球１５によって送気が開始されるとそれらの表示が消滅し、前回値表示の点灯／点滅も消滅する。なお、加圧中の圧力は一瞬大きくなる（瞬時圧が大きくなる）場合があり、生の瞬時圧データを表示部に表示すると、使用者が加圧充分と誤認する可能性がある。そのため、本実施形態では生の瞬時圧データを表示部に表示するのではなく、敢えて鈍らせた圧力データを表示部（最高血圧表示１１０）に表示することにより使用者の誤認を防止するようにしている。

脈波信号表示１１３は検出された脈波信号の大きさを示す表示であり、その大きさをバー状に表示するものとなっている。普通の脈を持つ被測定者の場合には、バーがリズミカルに左右に増加したり減少したりするが、不整脈を持つ被測定者の場合には、そのバー表示がリズミカルな動きとはならない。このように脈波信号表示１１３を設けることによって、視覚的に被測定者が不整脈の持ち主であるか否かを判断することができて非常に便利である。

加圧不足表示１１６が点灯又は点滅しているときには、カフ２内の圧力が測定するのに十分なレベルにまで達していないことを意味し、使用者に送気球による送気を促すようにしている。過加圧表示１１７が点灯又は点滅しているときには、カフ２内の圧力が所定圧以上(例えば３２０ｍｍＨｇ以上)になっていることを意味し、使用者はこれを見て加圧動作を止めるように促されることになる。

選択モード表示１１８は、モードスイッチ１３によって選択されたモードが何かを示すものである。モードは「ノーマル」「スロー」「聴診」のうちどのモードが選択されているかを表示している。本実施形態では、その表示は、血圧計本体カバーにプリントされたモード表示の上の「▼」マークが点灯又は点滅することによってなされている。

このモード選択によって、排気（減圧）スピードを変えることができるようになっている。「ノーマル」モードが選択されると、排気スピードは例えば５±αｍｍＨｇ／秒と設定される。このモードでは排気スピードが比較的速いので測定時間を比較的短くできるという利点がある。その一方で圧力変化測定の刻みが大きいことになるので、脈拍が安定した人を測定する場合には特に問題はないが、不整脈の人の血圧を測定する場合には、脈が抜けやすいので測定誤差が大きくなる可能性がある。そこで、本実施形態では、「スロー」モードを設けており、このモードが選択された場合には排気スピードを「ノーマル」モード時の略半分付近、例えば２．０〜２．５ｍｍＨｇ／秒に設定している。このように「スロー」モードでは通常よりゆっくり減圧することにより詳細に圧力変化を見ることができるので、脈が抜けやすい不整脈の人の測定がより正確に行うことができる。さらに、「聴診」モードは聴診器を使ってマニュアルで測定するモードであるが、この場合も「通常」モードの略半分程度の排気スピード、例えば２．０〜３．０ｍｍＨｇ／秒に設定される。

本実施形態では前述の通り、カフサイズがＳＳからＬＬまで用意されているが、排気スピードはこのカフサイズに影響されないようにすることが重要である。そのため、カフサイズが大きい程、毎秒排気される空気の容量が大きくなるように電磁バルブ３８の開閉が制御（フィードバック制御）される。

なお、図示はしていないが、モードスイッチ１３を押しながら電源スイッチ１２を押し、その状態でさらにモードスイッチ１３を約１秒以上押しつづけると、測定回数表示に切り換わる。このとき、最高血圧表示１１０には測定回数表示であることを示す表示が表示され、最低血圧表示１１１には測定回数が表示される。測定回数としては、１００の位以上を表す数値のみを表示し、１０の位以下については表示しないようにしてもよい。

＜血圧計の制御系回路ブロック図＞
図１４は、血圧計１の制御系回路ブロック図を示す図である。

図１４において、９１は回路全体を制御するための制御部（例えば、ＣＰＵ）であり、９２はカフ２（大カフ２２及び小カフ２３）の圧力を検知するための圧力センサーである。９３は制御プログラムや各種データを予め格納しているＲＯＭであり、９４は演算結果や測定結果を一時的に格納するＲＡＭである。９５は電磁バルブ３８を制御部９１からの制御信号に従って駆動させるための駆動部であり、９６は所定の警告をするブザーである。９７は電池電源であり、９８はその電池電源をコントロールするための電源コントロール部である。

まず、使用者によって電源スイッチ１２が押下され、モードスイッチ１３によってモードが選択される。電源スイッチ１２の押下及びモード選択による表示部１１の表示動作については前述の通りである。

送気球１５からのエアーは、前述のように、マニュホールド３１を通り、マニュホールド分岐部３２、大カフ用導通管３３、大カフ用チューブ１８を介して大カフ２２に送り込まれる。また、送気球からのエアーの一部は、パイパス管３４、導通管分岐部３５及び小カフ用チューブ１９を介して小カフ２３にも供給される。

さらに、導通管分岐部３５で分岐したエアーは、圧力センサ導通管３６を介して圧力センサー９２に供給される。このとき（加圧時）に圧力センサー９２によって検知される圧力の変動値は、測定時（減圧時）の圧力の変動値に比べて非常に大きい。そのため、検知圧力の変動値が所定値以上である場合には、制御部９１は、現在加圧中であると判断して駆動部９５に電磁バルブ３８を閉めるように指示する制御信号を出力する。この制御信号を受信した駆動部９５は、電磁バルブ３８を閉めてエアーが電磁バルブ３８から漏れないようにする。なお、送気球１５と圧力センサー９２とは、前述のように大カフ用導通管３３よりも細いパイパス管３４でつながれているので、急激な圧力変化を鈍らせるという効果がある。つまり、急激に圧力が上がると、表示部１１に圧力値が大きく表示されてしまい、使用者が充分な加圧であると誤解する危険がある。従って、圧力変化を鈍らせることによって使用者の上記誤解を防止することができる。

ブザー９６は、血圧計本体に電源を入れて表示部がＯＮとなったとき、モードスイッチ１３によるモード切替のとき、血圧値が決定したとき、及びエラーが発生したとき等に音を発するようになっている。

使用者は表示部１１の最大血圧値表示に示される値を見て、大カフ２２及び小カフ２３が測定するのに充分に加圧されたかを判断し、充分であると判断すれば送気球１５からのエアー供給を止める。このとき圧力センサー９２は、所定期間内に圧力変動値（上昇値）は略ゼロ若しくは減圧状態になるのを検知する。すると、制御部９１は駆動部９５に対して電磁バルブ３８を開くように指示する制御信号を出力し、その制御信号を受信した駆動部９５は電磁バルブ３８を減圧スピードが所定値になるように開く。そして血圧計の動作は加圧モードから測定モードに移行する。

測定モードに入ると、最高血圧値及び最低血圧値はＲＯＭ９３に格納されている測定プログラムに従って測定される。血圧値等の決定動作については図１７のフローチャートを用いて詳述するので、ここでは概要を述べるに留めることとする。

大カフ２２に供給されたエアーが減圧に従って徐々に外に排気されると、ある時点で阻血されていた血液が流れ始める。そして、その血流開始によって小カフ２３内に圧力変化を生じさせる。その圧力変化が圧力センサー９２によって検知され、脈波信号の立ち上がり検出ポイントとされる。また、その後の脈波検出に対する圧力値も測定値としてＲＡＭ９４に順次格納される。立ち上がり検出ポイントの圧力値や順次格納された圧力値は、後述のように最高血圧値及び最低血圧値を決定するために用いられる。

また、脈拍値は、所定期間における拍数を検出し、それを６０秒間に換算することによって決定される。

＜最高及び最低血圧値決定動作＞
図１５乃至１７を用いて最高及び最低血圧値を決定する動作について説明する。ここで、図１５は減圧時の圧力変動を示すグラフ、図１６は減圧時の圧力変動の実測値と予測値を示すグラフ、図１７は最高血圧及び最低血圧を決定する動作を説明するためのフローチャートである。

図１７のフローチャートにおいて、ステップＳ１０１では、減圧時の圧力値（ＤＣ波形）が測定される。この減圧時の圧力値は図１５のグラフの特性で表される。このグラフ中、急激に圧力値が変化している所があるが、それは最低血圧値決定し所定時間経過後に急速に排気させたときの変化を示している。測定された各圧力値はＲＡＭ９４に一時的に格納される。また、送気が終わった時点をｔ＝０としている。

ステップＳ１０２では、減圧時の測定圧力に含まれる振動成分（変動値：ＡＣ成分）が抽出され、その抽出された値がＲＡＭ９３に格納される。なお、振動成分は、圧力値をフィルタリングすることによって抽出される。抽出された振動成分をグラフに表すと図１５のようになる。

そして、ステップＳ１０３では、ステップＳ１０２で得られた振動特性に基づいて第１の最高血圧値候補ポイント（第１ＳＹＳ）を取得する。減圧開始からの所定期間は、大カフ２１によって被測定者の腕は阻血されているため振動成分は非常に少ない。そして大カフ２１内の圧力の減少に従って血流が再開すると、最初に急激に立ち上がるポイントがある（図１５の第１ＳＹＳ）。この立ち上がりポイントの実測振幅値と予測振幅値との差ｄ１（ただし、実測振幅値＞予測振幅値）が最大脈波振幅値の所定の比率内(例えば５〜１５％)に含まれる場合には、このポイントに対応する血圧値（ＤＣ値）が第１の最高血圧値候補とされる。１５％以内としたのは、それ以上だと異常値である可能性が高いからである。なお、予測振幅値は、図１６に示されるように、時間的に前のポイント（例えば３つ前までのポイント）から予測される値である。また、ここで「候補」としたのは、被測定者が不整脈を持っていた場合等には脈波に乱れがあるので、必ずしも最初の立ち上がりポイントにおける圧力値が最高血圧値を示すとは限らないからである。従って、本実施形態では、他の方法によって得られた候補値をも考慮することとしているわけである。

ステップＳ１０４では、ステップＳ１０２で得られた振動特性に基づいて第２の最高血圧値候補ポイント（第２ＳＹＳ）を取得する。第２ＳＹＳは、最大脈波振幅値から見て急激に立下るポイントであって、図１６のグラフにおいて、実測振幅値と予測振幅値との差ｄ２（ただし、実測振幅値＞予測振幅値）が最大脈波振幅値ポイントから見て最初に最大脈波振幅値の５〜１５％の範囲内に入るポイントとされる。１５％以内とした理由は上述の通りである。そして、その第２ＳＹＳに対応する血圧値（ＤＣ値）が第２の最高血圧値候補とされる。

次にステップＳ１０５では、第３の最高血圧値候補ポイント（統計的ＳＹＳ）が取得される。この統計的ＳＹＳは最大脈波振幅値の所定割合に当たるポイントであり、これは経験的な確からしさが根拠となっている。従って、この統計的ＳＹＳは、立ち上がりポイントが複数ありどこが確からしいかが不明な場合に有効なものである。

続いてステップＳ１０６では、第１ＳＹＳに対応する第１の最大血圧値候補と第２ＳＹＳに対応する第２の最大血圧値候補との差異が所定値（ｍｍＨｇ）以内であった場合には処理はステップＳ１０７に移行し、そこでは第１の最高血圧値候補が最高血圧値として決定される。

差異が所定範囲外であった場合には処理はステップＳ１０８に移行し、例えば第１乃至第３の最大血圧値候補の平均値を最高血圧値として決定される。なお、３つの値を重み付けるようにしてもよい。

さらに、ステップＳ１０９では、最低血圧値が算出される。図１５からも分かるように、エンベロープは最大脈波振幅値ポイントから徐々に小さくなるが、最大脈波振幅値の所定割合になったポイントが最低血圧値を示すポイント（ＤＩＡ）とされ、それに対応する血圧値（ＤＣ値）が最低血圧値と決定される。なお、最低血圧値決定の演算は、最大血圧値決定の後に実行する必要は必ずしも無く、それよりも前でもよいし、並行して行ってもよい。

以上のように求められた最高及び最低血圧値は、表示部１１に表示される。

なお、ここでは、第１の最高血圧値候補と第２の最高血圧値候補との差異が所定範囲外であった場合には、第１乃至第３の候補値の平均値を最高血圧値としているが、第１及び第３の候補値の平均値、又は第３の候補値を最高血圧値としても良い。また、第１の最高血圧値候補と第２の最高血圧値候補との差異が所定範囲内にあるか否かに関係なく、第１及び第３の候補値の平均値を最高血圧値としても良い。さらに、第１及び第２の候補値を求め、それらの平均値を最高血圧値としても良い。

また、本実施形態では基本的に減圧時に複数の立ち上がりポイントを検出して最高血圧値の候補として最終的に最高血圧値を求めているが、これに限らず、加圧時に図１７のフローチャートに示されたアルゴリズムを用いて最高血圧値および最低血圧値を決定しても良い。つまり、減圧時の圧力変動特性は図１５のようになるが、図２３に示された加圧（昇圧）時の圧力変動特性を求めて複数の最高血圧値候補（図中第１ＳＹＳ、第２ＳＹＳ等）を検出して同じアルゴリズムによって最高血圧値を取得するようする。

＜電磁バルブ３８の構成及び動作＞
本実施形態で用いられる電磁バルブ３８の構成及び動作について図１８乃至２２を用いて説明する。なお、電磁バルブ３８の開閉動作はＰＷＭ制御されている。

図１８は、本実施形態で用いられる電磁バルブ３８の構成を示す図である。図１８において、３８１はゴム弁、３８２は第１のプランジャー、３８３はプランジャー受け、３８４はスペーサー、３８５は第２のプランジャーをそれぞれ示している。

ゴム弁３８１は、第１のプランジャーよりもＳ分のスペースだけ突出している。このゴム弁３８１は、例えば加圧時に、プランジャー受け３８３の流路を塞ぐことによってバルブ３８からの空気漏れをなくすようにしている。また、ゴム弁３８１は、例えば減圧時に、プランジャー受け３８３から離れて流路を開放し、排気をするようにしている。プランジャー受け３８３と第１及び第２のプランジャー３８２、３８５は、伝導性のある金属により形成されている。電磁バルブ３８の両端には電圧が掛けられているので、金属製のプランジャー３８２とプランジャー受け３８３との間には電磁力が働き、その印加電圧が大きくなればなるほど（例えば、１．２Ｖから最大１．７又は１．８Ｖ）その電磁力の大きさは大きくなる。

図１９は、電磁バルブ３８が正常に開閉動作をしたときのヒステリシス特性を示すグラフである。図１９のグラフにおいて、横軸は電磁バルブ３８に印加される電圧を示し（ＰＷＭ制御を行っているので、％で表示されている）、縦軸はバルブの開放ストローク（満開時を「０」としている）を示している。また、図１９において、曲線Ｌ１は電磁バルブ３８を閉じる時のヒステリシスを、曲線Ｌ２は同バルブを開く時のヒステリシスを示している。

電磁バルブ３８が満開状態から徐々に電圧を印加する（曲線Ｌ１参照）と、ＰＷＭが約４０％になる点から徐々に電磁バルブ３８が閉じ始める。そして、ポイントＰ１（ＰＷＭが約５０％付近）に到達すると流路がゴム弁３８１によって閉じられる（開放ストロークが約−１９５μｍ付近）。この時点ではまだ完全にはゴム弁３８１は閉じられてはおらず、空気は抜ける状態になっている。さらに電圧が印加され続けられると、弾性のあるゴム弁がつぶされることによって流路が完全に密閉される。完全密閉状態（ポイントＰ２）時のストロークは約−３４０μｍとなっている。

完全密閉状態（Ｐ２）から電磁バルブ３８を開放させる場合（曲線Ｌ２）、印加電圧を徐々に下げていく。印加電圧の低下に従って、つぶされたゴム弁３８１は本来の形状に戻り、制御領域の右端Ｅ１に進入するとゴム弁３８１とプランジャー受け３８３との隙間から空気が抜けるようになる。つまり電磁バルブ３８が半開きの状態となっており、印加電圧（ＰＷＭ）が落ちるとそれに伴って隙間から抜ける空気量が増加していく。そして、ポイントＰ３（ＰＷＭが約４４％で、開放ストロークが約−２００μｍ）で電磁バルブ３８が完全に開く。本実施形態では減圧スピードが５ｍｍＨｇ／秒に制御されるが、この制御は図１９における制御領域内で実行される。

ここで、制御領域とはＥ１とＥ２で挟まれる領域であり、減圧スピード５ｍｍＨｇ／秒によって排気が制御される領域である。また、制御領域に対応する電圧を電磁弁制御電圧（本実施形態では例えば、略０．６〜略１．０Ｖ：ＰＷＭで略５０％〜略６４％）ということとする。制御領域に進入する開始の時点（ＰＷＭ＝Ｅ１）は、直ぐには減圧スピードが５ｍｍＨｇ／秒には到達しないが、それに向けての制御が始まった時点であり、排気が開始される。そして印加電圧が下げられることによってゴム弁３８１が開いていくが、減圧スピードが５ｍｍＨｇ／秒に到達するとそれを保つように印加電圧が制御される。減圧が進めば、カフ２内の圧力も下がるため、ゴム弁の開き具合も大きくなるということである。制御領域の左端（ＰＷＭ＝Ｅ２）に到達すると、減圧スピードを５ｍｍＨｇ／秒に維持する制御は終了し、急速排気を実行する。このときのカフ２の圧力は例えば２０〜３０ｍｍＨｇに設定されている。

ポイントＰ１−Ｐ２間、及びＰ２−Ｐ３間における電磁バルブ３８を閉状態に保つ力は、印加電圧によって第１のプランジャー３８２とプランジャー受け３８３との間の電磁力である。従って、ポイントＰ２−Ｐ３間の開放ストロークの変化は緩やかであるのに対し、開放後（ポイントＰ３後）は電磁力による影響が無くなるので開放ストロークの変化は急激になっているのである。

以上のように、本実施形態では、印加電圧によって開閉動作が制御される電磁バルブを用いているので、送気球１５による送気時（加圧時）には速やかに電磁バルブ３８を閉じることができ、排気時（減圧時）には前述のモードに応じて安定的にカフ２内の空気を排気することができる。

しかしながら、以上のように安定的に開閉動作を行うためには、図１８に示されるように、ゴム弁３８１及び第１のプランジャー３８２が水平に保たれた状態でＹ方向の動きをなすことが重要となってくる。従って、図２０に示されるように電磁バルブ３８が傾いてしまう（起こりやすい）と第１のプランジャー３８２とプランジャー受け３８３とが接触し、両金属間に生じた電磁力によって両金属が固着してしまい、本来開放されるべき電圧を印加しても（ポイントＰ３）電磁バルブ３８が開放されないという弊害が発生してしまう。

図２１は、そのような傾いた状態で電磁バルブ３８を閉じたときのヒステリシス特性を示す図である。

電磁バルブ３８が満開状態から徐々に電圧を印加する（曲線Ｌ３参照）と、ＰＷＭが約４０％になる点から電磁バルブ３８が閉じ始める。そして、ポイントＰ４（ＰＷＭが約５５％付近）に到達すると流路が斜めに傾いたゴム弁３８１（図２０参照）によって閉じられる（開放ストロークが約−２３０μｍ付近）。さらに電圧が印加され続けられると、弾性のあるゴム弁がつぶされることによって流路が完全に密閉されようになるが、完全密閉状態（ポイントＰ２）に至るまでの間のポイントＰ５において第１のプランジャー３８２とプランジャー受け３８３とが接触し、かつ印加電圧によって生じた電磁力によって両者が吸着される。そして吸着状態のまま密閉状態であるポイントＰ２に到達する。このときのストロークは図１９と同様約−３４０μｍとなっている。

完全密閉状態（Ｐ２）から電磁バルブ３８を開放させる場合（曲線Ｌ４）、印加電圧を徐々に下げていく。印加電圧の低下に従って、つぶされたゴム弁３８１は本来の形状に戻ることになるが、この状態でも第１のプランジャー３８２とプランジャー受け３８３は電磁力によって固着したままであり、ポイントＰ６（ＰＷＭが約４８％で、開放ストロークが約−３００μｍ）で金属接触が開放される。つまりポイントＰ６に至るまでは、電圧が制御領域に入ったとしても電磁力による固着の影響によりほとんどゴム弁３８１のストロークに変化がない。そして、ポイントＰ６を過ぎると、第１のプランジャー３８２とプランジャー受け３８３との固着が解け、急激にゴム弁３８１が開く。その影響によりヒステリシスＬ４に急激な変化があるのである。ポイントＰ６を過ぎると、電磁バルブ３８が半開きの状態になり、隙間から空気が抜け始める。さらに印加電圧が下げられることによって傾斜した電磁バルブ３８がポイントＰ７（ＰＷＭが約４３％、ストロークが約−２２０μｍ）で完全に開くことになる。

なお、ポイントＰ４−Ｐ５−Ｐ２間、及びＰ２−Ｐ６間における電磁バルブ３８を閉状態に保つ力は、図１９の場合と同様、印加電圧によって第１のプランジャー３８２とプランジャー受け３８３との間における電磁力である。従って、ポイントＰ２−Ｐ６間のストロークの変化は緩やかである。これに対し、金属接触が開放された後（ポイントＰ６後）では、その時点での印加電圧（ＰＷＭ）は本来、ゴム弁３８１が徐々に開放されていくはずであるので、急激にストロークの変化が起こり、ポイントＰ７で完全にゴム弁３８１が開放されることになるのである。

このように、金属固着が発生すると、急激にゴム弁３８１が開き始める（Ｐ６）ので、減圧スピードを略５ｍｍＨｇ／秒に保つことが困難である。図２１で示されるように、実際に、制御領域に入ってからポイントＰ６までのゴム弁３８１のストロークに変化が無く、ほとんど空気が抜けていないことが分かる。

そして、金属固着が起こらない通常の電磁バルブ３８の開閉動作時には、ゴム弁３８１を閉じる時のＰＷＭと開く時のＰＷＭとの差は約６％であるのに対して、金属固着が発生した場合にはＰＷＭの差は約１２％となっている。このような金属固着があると前述のように急激なバルブの開閉動作が起こってしまうので、カフ帯２内の空気を安定的に排気（減圧）することができなくなってしまうという欠点がある。常に電磁バルブ３８を水平に出し入れすることができれば問題は解決するわけであるが、その制御は非常に困難である。

そこで、本実施形態の改良案では、図２２に示すように、電磁バルブ３８の第１のプランジャー３８２において接触の可能性ある部分３８６をカットして円周方向のほぼ全体をテーパー状にする。このように第１のプランジャー３８２が傾くことによってプランジャー受け３８３に接触する可能性のある部分３８６をテーパー状にすることによって、第１のプランジャー３８２とプランジャー受け３８３との間にある程度のスペースを確保することができるので、多少電磁バルブ３８が傾いていたとしても金属接触を防止することができる。なお、このテーパー状にカットする部分（３８６）の角度φは、略５度から略８度までの間に設定すると、傾斜の影響を抑えることができると共に、第１のプランジャー３８２とプランジャー受け３８３との間の電磁力を弱めすぎないという点において非常に有効である。ただし、この範囲に限定されるわけではなく、多少なりともテーパー状にすれば傾斜に対してはある程度有効である。

このように、第１のプランジャー３８１をテーパー状にすれば、ゴム弁３８１が傾斜したとしても、ヒステリシスは図１９に示されるような特性になるので、減圧スピードの制御を安定的に実行することが可能となる。

従来の血圧測定における基準脈波形特徴量を示す図である。従来の血圧測定における判定レベル幅を示す図である。本発明に係る血圧計の外観を示す図である。本発明に係るカフ２の構成を示す図である。本発明に係る血圧計本体の内部構成を示す図である。血圧計本体とカフチューブとを接続するためのコネクタを示す図である。血圧計本体における図６のコネクタを収納する部分の構成を示す図である。血圧計本体とカフチューブを接続する部分の外観を示す図である。血圧計本体にカフチューブ（小カフ用チューブ）のチューブ側コネクタ２４を接続したときの様子を示す図である。送気球１５と本体側の接続部分の構成を示す図である。送気球１５と血圧計本体１０との接続部について、コネクタの別の具体例に係る構成を示す図である。送気球１５と血圧計本体１０との接続部について、本体側のワンウェイクラッチリングの構成を示す図である。血圧計の表示部の具体例を示す図である。血圧計本体の回路ブロック図を示す図である。減圧時の圧力変動を示すグラフである。減圧時の圧力変動の実測値と予測値を示すグラフである。最高血圧及び最低血圧を決定する動作を説明するためのフローチャートである。血圧計で使用される電磁弁３８の構成を示す図である。正常時の電磁弁３８の開閉についての印加電圧と開閉ストロークとの関係を示すヒステリシス特性である。電磁弁３８のゴム弁３８１に傾斜が生じた時の様子を示す図である。傾斜時の電磁弁３８の開閉についての印加電圧と開閉ストロークとの関係を示すヒステリシス特性である。電磁弁の改良案の構成を示す図である。加圧時の圧力変動を示すグラフである。

Claims

カフ圧力の変化に伴う動脈拍動による動脈壁の振動に基づいて血圧を測定する血圧計であって、
カフ圧力を測定し、圧力変動波形から振動成分を抽出し、脈波波形を取得する脈波波形抽出手段と、
前記取得された脈波波形から、前記カフ圧力の減少開始後に最初に脈波が立ち上がるポイントである第１のポイントを検出し、該第１のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第１の最高血圧候補値とする第１の検出手段と、
前記取得された脈波波形から、前記第１のポイント後において、脈波が一旦下がり、再び立ち上がるポイントである第２のポイントを検出し、該第２のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第２の最高血圧候補値とする第２の検出手段と、
前記第１及び第２の最高血圧候補値の差が所定範囲内にあるか否かを判定する判定手段と、
前記判定手段による判定の結果、所定範囲内にあると判定された場合、前記第１の最高血圧候補値を最高血圧値とする最高血圧値決定手段と
を備えることを特徴とする血圧計。
前記取得された脈波波形から、最大脈波振幅値に対して所定の割合の振幅値となるポイントである第３のポイントを検出し、該第３のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第３の最高血圧候補値とする第３の検出手段を更に備え、
前記最高血圧値決定手段は、前記判定手段による判定の結果、所定範囲内にないと判定された場合、前記第１乃至第３の最高血圧候補値の平均値を最高血圧値とすることを特徴とする請求項１に記載の血圧計。
前記取得された脈波波形から、最大脈波振幅値に対して所定の割合の振幅値となるポイントである第３のポイントを検出し、該第３のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第３の最高血圧候補値とする第３の検出手段を更に備え、
前記最高血圧値決定手段は、前記判定手段による判定の結果、所定範囲内にないと判定された場合、前記第３の最高血圧候補値を最高血圧値とすることを特徴とする請求項１に記載の血圧計。
カフ圧力の変化に伴う動脈拍動による動脈壁の振動に基づいて血圧を測定する血圧計であって、
カフ圧力を測定し、圧力変動波形から振動成分を抽出し、脈波波形を取得する脈波波形抽出手段と、
前記取得された脈波波形から、前記カフ圧力の減少開始後に最初に脈波が立ち上がるポイントである第１のポイントを検出し、該第１のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第１の最高血圧候補値とする第１の検出手段と、
前記取得された脈波波形から、前記第１のポイント後において、脈波が一旦下がり、再び立ち上がるポイントである第２のポイントを検出し、該第２のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第２の最高血圧候補値とする第２の検出手段と、
前記取得された脈波波形から、最大脈波振幅値に対して所定の割合の振幅値となるポイントである第３のポイントを検出し、該第３のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第３の最高血圧候補値とする第３の検出手段と、
前記第１及び第２の最高血圧候補値の差が所定範囲内にあるか否かを判定する判定手段と、
前記判定手段による判定の結果、所定範囲内にないと判定された場合、前記第１及び第３の最高血圧候補値の平均値を最高血圧値とする最高血圧値決定手段と
を備えることを特徴とする血圧計。
カフ圧力の変化に伴う動脈拍動による動脈壁の振動に基づいて血圧を測定する血圧計であって、
カフ圧力を測定し、圧力変動波形から振動成分を抽出し、脈波波形を取得する脈波波形抽出手段と、
前記取得された脈波波形から、前記カフ圧力の減少開始後に最初に脈波が立ち上がるポイントである第１のポイントを検出し、該第１のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第１の最高血圧候補値とする第１の検出手段と、
前記取得された脈波波形から、前記第１のポイント後において、脈波が一旦下がり、再び立ち上がるポイントである第２のポイントを検出し、該第２のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第２の最高血圧候補値とする第２の検出手段と、
前記第１及び第２の最高血圧候補値の差が所定範囲内にあるか否かを判定する判定手段と、
前記判定手段による判定の結果、所定範囲内にあると判定された場合、前記第１及び第２の最高血圧候補値の平均値を最高血圧値とする最高血圧値決定手段と
を備えることを特徴とする血圧計。
前記取得された脈波波形から、最大脈波振幅値に対して所定の割合の振幅値となるポイントである第３のポイントを検出し、該第３のポイントに対応する前記カフ圧力の圧力値を第３の最高血圧候補値とする第３の検出手段を更に備え、
前記最高血圧値決定手段は、前記判定手段による判定の結果、所定範囲内にないと判定された場合、前記第３の最高血圧候補値を最高血圧値とすることを特徴とする請求項５に記載の血圧計。