JP5146995B2 - 血圧測定装置およびその制御方法 - Google Patents

Description

本発明は血圧測定技術に関するものであり、特に、血圧値の導出に利用したデータの信頼性に関する情報の提供に関するものである。

高血圧症の治療においての血圧測定は非常に重要である。ＷＨＯ／ＩＳＨの高血圧治療ガイドラインによれば、５ｍｍＨｇ単位の血圧値により高血圧症の程度が分類されそれぞれに適した治療方法が推奨されている。そのため、適切な治療ができるかできないかは測定した血圧値により左右されることになる。また、人口の高齢化が進む中、高血圧症が大きく関与する循環器疾患、メタポリックシンドロームへの予防を考慮した場合、血圧測定への精度、信頼性の要求は非常に大きい。

従来、血圧測定部位にカフを巻いて、カフ圧を収縮期血圧（最高血圧とも呼ばれる）より高い圧力より拡張期血圧（最低血圧とも呼ばれる）より低い圧力まで徐々に変化させて血圧を測定する非観血的血圧径の測定法として、聴診法と同様にコロトコフ音を検出して血圧を測定するマイクロフォン法とカフ内の空気袋の内圧に重畳している圧脈波の変化を検出して血圧を測定するオシロメトリック法とが利用されている。

マイクロフォン法においては、マイクロフォンにて検出した信号から、血管より発生しているコロトコフ音以外の血管雑音、カフ布の擦過音、音声などのノイズを周波数的に弁別し排除し、コロトコフ音を弁別検出する。そして、ある母集団にて聴診法により決定した収縮期血圧値および拡張期血圧値に対応するカフ圧力値とコロトコフ音の信号の変化とを比較する。さらに、収縮期血圧値と一致したカフ圧力値のときのコロトコフ音の大きさ（Ｋｓｙｓ）、および、拡張期血圧値と一致したカフ圧力値のときのコロトコフ音信号の大きさ（Ｋｄｉａ）を集計し、ＫｓｙｓおよびＫｄｉａの分布をとり、平均値または中央値を収縮期血圧および拡張期血圧の決定の閾値とする。ただし、前記分布にて複数のピークができる場合があり、その場合には、信号の大きさ（生体の個体差、カフ装着時のマイクロフォンと動脈との位置関係でばらつきが生じる）、ノイズの大きさなどにより閾値を変えるなどの工夫をおこなっている。そして、これらの工夫（血圧を決定するアルゴリズム）は各社の血圧計ごとに異なっている。

また、オシロメトリック法においては、カフ圧力信号に重畳している脈波信号をソフトウェア的またはハードウェア的なハイパスフィルタを用いてカフ圧力信号から検出し、主には脈波の振幅を検出する。また、検出した脈波の大きさには個体差があるので、検出した脈波の最大値を１としてそれ以外の脈波を正規化する。そして、ある母集団にて聴診法にて決定した収縮期血圧値および拡張期血圧値に対応するカフ圧力値と前記正規化した脈波振幅の変化とを比較する。さらに、収縮期血圧値と一致したカフ圧力値のときの正規化脈波振幅値（ＯＳｓｙｓ）、および、拡張期血圧値と一致したカフ圧力値のときの正規化脈波振幅値（ＯＳｄｉａ）を集計し、ＯＳｓｙｓおよびＯＳｄｉａの分布をとり平均値または中央値を収縮期血圧値、拡張期血圧値の決定の閾値とする。ただし、マイクロフォン法と同様に、脈波の大きさの違い、脈拍数の違いなどで複数のピークができる場合があり、脈波の大きさ、脈拍数などで閾値を変え個体差への対処をおこなっている。そのため、マイクロフォン法と同様にアルゴリズムは各社の血圧計ごとに異なっている。

さらに、特許文献１には、オシロメトリック法において、脈波検出用カフを阻血用空気袋の中央部から末梢側に設置することにより、測定精度をさらにした改良したダブルカフ法が開示されている。また、特許文献２には、測定された血圧値の信頼性を判定するために、カフの圧迫強さを変量とする第１軸とカフ脈波の振幅を変量とする第２軸とからなる２次元グラフを表示する技術が開示されている。
特開２０００−７９１０１号公報 特公平２−２５６１０号公報

上述の通り、マイクロフオン法におけるコロトコフ音の検出感度やオシロメトリック法における具体的な血圧値導出には多くの工夫がなされており、各血圧計メーカごとのノウハウとなっており、非公開になっている。また、測定された収縮期血圧値および拡張期血圧値の精度については、ＥＣまたは米国にある聴診法との精度比較ガイドラインにもとづいて少数例で実施した結果を公表するだけであり、多くの人の個々の測定表示される血圧値においてどのような根拠で収縮期血圧、拡張期血圧を決定したのかについては一般に明らかにされていない。

また、上述のように、マイクロフオン法ではコロトコフ音の変化を、オシロメトリック法では圧脈波の変化を、聴診法により得られた収縮期血圧、拡張期血圧点との相関を統計的処理にて求め血圧の測定方法として用いている。そのため、測定者の個体の生体、生理的なバラツキを考慮した方法にはなっていない。そのため、個々人における血管の伸展性の相違や不整脈の存在などにより、一般的な統計分布から外れた脈波振幅値の変化プロフィルが得られる場合には、正しい血圧値を導出できない場合があるが、その誤差の程度を示してはいない。

また、ユーザは血圧測定装置により導出された個々の測定値（血圧値）がどのような根拠により決定されたのかを確認することはできなかった。例えば、上述の特許文献２に記載の技術では、大きなアーチファクト（体動によるノイズ）が混入していることを確認できるだけであり、どのように血圧値が決定されたかをユーザは知ることが出来ない。特に、特許文献２に記載の技術では、たとえば被測定者の呼吸によるカフ脈波の変動などについては十分な判定が出来るものではなく、血圧値決定のアルゴリズム自体が非公開であるため、ユーザはどの程度のノイズにより血圧値がどのような影響を受けるかを判定することは出来ない。そのため、より正確な測定のためには血圧測定を複数回行うか、あるいは、医師による聴診法を用いた測定を行うなどの必要があった。

本発明は上述の問題点に鑑みなされたものであり、導出された個々の測定値の根拠となる情報をユーザに提供することを目的とする。

上述の問題点を解決するために、本発明の血圧測定装置は以下の構成を備える。すなわち、
血圧測定部位を圧迫するためのカフと、
前記カフ内を加圧または減圧する圧力制御手段と、
前記カフ内の圧力を検出する圧力センサと、を備え、複数の脈波成分が時系列に重畳された、減圧過程における前記カフ内の圧力を検出可能な血圧測定装置であって、
前記カフ内の圧力に重畳された複数の脈波成分それぞれについて、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との間の最大勾配点を検出したうえで、該検出した最大勾配点と該最大勾配点に先行して現れるボトム点との間の時間差に対応する値を導出する導出手段と、
前記複数の脈波成分それぞれより導出された前記時間差に対応する値のうち、隣り合う脈波成分より導出されたそれぞれの時間差に対応する値どうしを比較した際の変化の大きさに基づいて、収縮期血圧値を決定し、前記複数の脈波成分それぞれより導出された前記時間差に対応する値と所定の閾値との比較に基づいて、拡張期血圧値を決定する血圧値決定手段と、
前記カフ内の圧力を第１の軸に、前記時間差に対応する値を第２の軸に設定した２次元グラフ上に、前記減圧過程における前記カフ内の圧力に対する前記時間差に対応する値を時系列にプロットし、折れ線グラフを表示する表示手段と、を備え、
前記表示手段は、更に、前記２次元グラフの前記第１の軸に、前記血圧値決定手段により決定された収縮期血圧値を示す指標と拡張期血圧値を示す指標とをそれぞれ表示するとともに、前記２次元グラフ上に前記所定の閾値を表示することを特徴とする。

上述の問題点を解決するために、本発明の血圧測定装置の制御方法は以下の構成を備える。すなわち、
血圧測定部位を圧迫するためのカフと、
前記カフ内を加圧または減圧する圧力制御手段と、
前記カフ内の圧力を検出する圧力センサと、を備え、複数の脈波成分が時系列に重畳された、減圧過程における前記カフ内の圧力を検出可能な血圧測定装置の制御方法であって、
前記カフ内の圧力に重畳された複数の脈波成分それぞれについて、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との間の最大勾配点を検出したうえで、該検出した最大勾配点と該最大勾配点に先行して現れるボトム点との間の時間差に対応する値を導出する導出工程と、
前記複数の脈波成分それぞれより導出された前記時間差に対応する値のうち、隣り合う脈波成分より導出されたそれぞれの時間差に対応する値どうしを比較した際の変化の大きさに基づいて、収縮期血圧値を決定し、前記複数の脈波成分それぞれより導出された前記時間差に対応する値と所定の閾値との比較に基づいて、拡張期血圧値を決定する血圧値決定工程と、
前記カフ内の圧力を第１の軸に、前記時間差に対応する値を第２の軸に設定した２次元グラフ上に、前記減圧過程における前記カフ内の圧力に対する前記時間差に対応する値を時系列にプロットし、折れ線グラフを表示する表示工程と、を備え、
前記表示工程は、更に、前記２次元グラフの前記第１の軸に、前記血圧値決定工程において決定された収縮期血圧値を示す指標と拡張期血圧値を示す指標とをそれぞれ表示するとともに、前記２次元グラフ上に前記所定の閾値を表示することを特徴とする。

本発明によれば、血圧測定装置により導出された個々の測定値の根拠となる情報をユーザに提供することが出来る。

（第１実施形態）
本発明の血圧測定装置を、好適な実施形態に基づいて図面を参照して説明する。なお、以下では、まず、カフ圧力の減圧過程におけるダブルカフ法により得られる脈波信号について詳細に説明した後、本発明の血圧測定装置の詳細動作について説明する。

＜装置構成＞
図８は、第１実施形態に係る血圧測定装置の構成を示す図である。

血管阻血用の大カフ１はチュ−ブ１１を介して加圧ポンプ３と減圧制御バルブ（電磁弁）４に接続されている。また、大カフ１は、流体抵抗１３を介して圧力センサ５に接続している。また、脈波検出用の小カフ２は大カフ１のほぼ中央に位置し、チュ−ブ１２を介して圧力センサ５に接続している。これらのダブルカフを用いる血圧測定の概略については、背景技術で述べた特許文献１に開示されている。

脈波検出用の小カフ２は、血管阻血用の大カフ１のカフ中央部に設けられており、カフ中央部の血管内容積変化を最もよく捉える。また、小カフ２は、脈波振動の拡散による脈波信号の減衰を少なくするために、できるだけ、小さいものとなっている。流体抵抗１３は、大カフ１より検出される脈波信号を減衰もしくは遮断するためのメカニカルフィルタであり、これにより小カフ２でカフ下の血管内容積変化を正確にとらえることができる。圧力センサ５としては半導体圧力ゲ−ジを使用したダイヤフラムタイプの圧力−電気変換器等が使用される。圧力センサ５の出力信号（圧力信号）は増幅器６で増幅され、ロ−パスフィルタ７を介して、Ａ／Ｄ変換器（コンバータ）８でデジタル変換されＣＰＵ９に入力される。ロ−パスフィルタ７では、出力信号の周波数帯域を制限し、バルブ制御ノイズ等の不要高周波ノイズをカットしている。カットオフ周波数は１０〜３０Ｈｚに設定されている。

加圧ポンプ３および減圧制御バルブ（電磁弁）４は、ＣＰＵ９により制御される。特に、減圧制御バルブ（電磁弁）４は、ＣＰＵ９からのＰＷＭ信号（オン・オフのパルス信号）により、開閉が制御（ＰＷＭ制御）され、完全「閉」から完全「開」まで、ＰＷＭ信号のＤｕｔｙをかえることにより、開口オリフィス面積を連続的に制御される。

更に、ＣＰＵ９は、Ａ／Ｄ変換器（コンバータ）８からデジタルに変換した圧力信号（カフ圧信号）を周期的に取り込み、カフ圧信号からそれに重畳している脈波信号を分離して、この脈波信号とカフ圧（信号）から収縮期血圧値と拡張期血圧値を決定する機能を備えている。なお、収縮期血圧値と拡張期血圧値を決定の詳細については後述する。

また、ＣＰＵ９では、このようにして決定された収縮期血圧値と拡張期血圧値を表示用ＬＣＤ１０に表示する。併せて、ＣＰＵ９は、ＬＣＤ１０に２次元グラフを表示する機能をも備える。そのため、ＬＣＤ１０は２次元グラフ表示が可能なドットマトリクスＬＣＤなどにより構成される。

＜カフの圧迫力と脈波信号＞
図１は、カフ圧力の減圧過程で、カフ圧力に脈波信号が重畳している様子を示すグラフである。このグラフには、カフ圧力の減少につれて、脈波信号の大きさや形が変化していく様子が示されている。また、図２は、カフ圧力の減圧過程での、カフ圧力に重畳する脈波振幅値の変化の様子をカフ圧力の変化と共に示した図である。カフ圧力の減圧過程で、脈波振幅値は徐々に大きくなり、最大振幅値が現れるポイントＭを経て後、脈波振幅値は徐々に減少する傾向をもつことが示されている。

図３は、第１実施形態に係る血圧測定装置のカフ（ダブルカフ）の長手方向（上腕の延びる方向）の断面図である。上述したように、第１実施形態に係るカフは、血管阻血用の大カフ（第１のカフ）１と脈波検出用の小カフ（第２のカフ）２からなるダブルカフである。図３では、加圧された血管阻血用の大カフ１により血管１００はＱの部分で阻血され、上流側１００ａから下流側１００ｂへの血流が抑えられている様子が示されている。

大カフ１により腕を圧拍する力は、カフの幅方向の中央部（図３のＡの部分、以下、単に、カフ中央部Ａという）で最も強く、両端に近くなるに従い弱くなり、両端ではほぼ０となる。小カフ２は、このカフの幅方向のカフ中央部Ａに設けられることで、この部分での血管内圧力変化（血管内容積変化）を最もよく捉える。尚、明細書中において「カフ圧力」は、カフ内の圧力を意味するが、実質的には、カフの幅方向のカフ中央部Ａでの腕の圧迫力と等しいことから、カフの幅方向のカフ中央部Ａの下の血管へ加えられるカフからの圧力でもある。

＜脈波信号を構成する各成分の性質＞
脈波検出用の小カフ２により検出されるカフ圧力に重畳する脈波信号は、主に、カフの上流側からの血流の拍出による血管内容積変化に伴う直接のカフ内圧力変化に由来する成分Ｗ１（以下、Ｗ１成分という）と、カフの下流側の血管からの反射による血管内容積変化に伴うカフ内圧力変化に由来する成分Ｗ２（以下、Ｗ２成分という）とに分けられる。そして、Ｗ１成分は、カフの幅方向の中央部、すなわち、カフ中央部Ａの部分の下の圧力変化（血管内容積変化）に由来する成分Ｗ１−Ａ（以下、Ｗ１−Ａ成分という）とカフの幅方向の上流部、すなわち、図３のＢの部分（以下、単に、カフ上流部Ｂという）の下の圧力変化（血管内容積変化）に由来する成分Ｗ１−Ｂ（以下、Ｗ１−Ｂ成分という）とカフの幅方向の下流部、すなわち、図３のＣの部分（以下、単に、カフ下流部Ｃという）の下の血管内容積変化に由来する成分Ｗ１−Ｃ（以下、Ｗ１−Ｃ成分という）に分けて考えることができる。

図５は、脈波信号ＰＷに含まれる各成分を模式的に示す図である。具体的には、太線で示す脈波信号ＰＷには、Ｗ１成分およびＷ２成分が含まれ、さらに、Ｗ１成分はＷ１−Ａ成分とＷ１−Ｂ成分とＷ１−Ｃ成分により構成される。

脈波信号ＰＷは、減圧過程において、カフ圧力が収縮期血圧値と拡張期血圧値との間にある場合の観測される代表的な例である。減圧過程でのカフ圧力が収縮期血圧値から拡張期血圧値までの間では、カフ中央部Ａに血流が流れ込み、カフよりも下流側の血管に血流を拍出する現象がみられる。そして、この場合、下流側の血管への血流の拍出に伴うカフ中央部Ａ下での血管内容積変化に由来するＷ１−Ａ成分とカフ下流部Ｃ下での血管内容積変化に由来するＷ１−Ｃ成分が、カフ上流部Ｂ下に流れ込む血流による血管内容積変化に由来するＷ１−Ｂ成分と、時間の遅れ、すなわち、時間差をもって重なりＷ１成分を形成し、更に、それに、下流側からの反射によるＷ２成分が、時間差をもって重なり、カフ圧力に重畳した脈波信号ＰＷが形成される。

ここで、脈波検出用の小カフ２は、カフ中央部Ａに取り付けられていることから、Ｗ１−Ｂ成分とＷ１−Ｃ成分に比べて、Ｗ１−Ａ成分を最も感知しやすい。従って、Ｗ１−Ａ成分の特徴は、Ｗ１−Ｂ成分とＷ１−Ｃ成分の特徴に比べて、Ｗ１成分の形状に大きく反映する。

Ｗ１−Ｂ成分は、カフ上流部Ｂ下での血管内容積変化を示すが、上流部Ｂは中央部Ａと下流部Ｃに比べて上流側（心臓側）に位置することから、Ｗ１−Ａ成分やＷ１−Ｃ成分よりも早く出現し、Ｗ１成分の立ち上がりの形状に反映される。また、Ｗ１−Ｃ成分については、カフ下流部Ｃ下での血管内容積変化を示すが、下流部Ｃは中央部Ａの下流側に位置し、下流部Ｃのカフの圧迫力は中央部Ａのカフの圧迫力よりも小さいことから、下流部Ｃ下の血管の開閉は中央部Ａ下の血管の開閉にほぼ同期しており、Ｗ１−Ａ成分とＷ１−Ｃ成分の出現の時間差は実質的にない。

Ｗ２成分は、上流からの血流の拍出に対するカフの下流側の血管からの反射であるから、下流側の血管内圧力がカフ圧力より高くなるタイミングによってピークの出現はＷ１成分のピークの出現より遅れ、図５では、Ｗ２成分のピークの出現がＷ１成分のピークの出現より遅れて示されている。しかし、減圧過程でのカフ圧力が拡張期血圧値の近傍では、カフ下流側の血管内圧力はカフによる阻血前の状態に充分に回復しているので、下流側の血管からの反射は実質的になくなる。従って、カフ圧力が拡張期血圧値の近傍で検出される脈波信号では、実質的に、Ｗ２成分は消滅している。

図６は、カフ中央部Ａの下の血管内容積変化に由来するＷ１−Ａ成分が、カフ圧力の減圧過程で生じて、変化していく様子を模式的に示す図である。

グラフ１では、横軸は、カフ圧力を一定の減圧速度で減圧していく場合の経過時間を表し、縦軸は、血管内外圧差（血管内圧力−カフ圧力）を表し、観血波形（血管内圧力変化）を三角形波形で簡略化した場合に基づいて、経過時間の各時点での観血波形（血管内圧力変化）に由来するカフ中央部Ａ下の血管内外圧差の変化（観血波形と同じ三角形波形）を表わしている。

また、グラフ１の上側に、縦軸を血管内容積として、血管内外圧差の変化に応じて生じる各時点の血管内容積の変化がグラフ２として表されている。血管内外圧差の縦軸の左側には、血管内外圧差の変化（グラフ１）を血管内容積の変化（グラフ２）に変換する血管内外圧差−血管内容積の関係が、横軸を血管内容積としたグラフ３として表されている。

グラフ３の血管内外圧差−血管内容積の関係については、血管内容積が血管内外圧差が０の近傍で急変（急増加もしくは急減少）する傾向に注目して、簡略化した関係を仮定している。すなわち、血管内外圧差の増減する過程での血管が完全に閉じた状態（血管内容積０）と完全に開いた状態（血管内容積Ｖｍａｘ）との間の変化を、血管内容積がＶ０とＶ１の点で２つの折れ部をもち、Ｖ０とＶ１の間の急勾配の部分とＶ０以下とＶ１以上の緩やかな勾配の部分の直線からなる折れ線で表わしている。

これは、血管内外圧差が０の位置では、血管は自重によりつぶれた状態（血管内容積Ｖ０）であるが、この位置から血管内外圧差が正の値に変化すると急に血管内容積が増大し、血管が十分に開いた状態（血管内容積Ｖ１）に達し、その後は、血管内外圧差の変化に対して、緩やかに増大する（最大の血管内容積Ｖｍａｘに向かう）傾向と、血管内外圧差が０の位置から負の値に変化すると、血管内容積は緩やかに減少していく（血管内容積０に向う）傾向を示している。尚、グラフ３では、血管内容積がＶ０とＶ１の間の急勾配の部分は直線で近似されているため血管内容積の変化の割合はこの間では同じとなっているが、実際には、血管内外圧差が０の位置（血管内容積Ｖ０の位置）での変化の割合が最大となっている。

このような血管内容積が血管内外圧差が０の近傍で急変（急増加）する傾向の程度は、被測定者の血管の伸展性の大きさに依存するものであるが、傾向自体は、一般化できるものと考えられる。

グラフ１では、カフ圧力の減圧過程（経過時間）の中で、ａはカフ圧力が収縮期血圧値に等しい時点、ｂはカフ圧力が収縮期血圧値と拡張期血圧値のほぼ中央に位置する時点、ｃはカフ圧力が拡張期血圧値に等しい時点での、カフ中央部Ａ下の血管内外圧差の変化（三角形波形）を示している。

経過時間の各時点での血管内外圧差の変化（三角形波形）ａ、ｂ、ｃの各頂点（ピーク点）は、観血波形（血管内圧力変化）での収縮期血圧値の部分（すなわち、心臓の拡張期初期）に由来するものであり、下向き頂点（ボトム点）は、観血波形（血管内圧力変化）での拡張期血圧値の部分（すなわち、心臓の収縮期初期）に由来するものである。

これらグラフ１のａ、ｂ、ｃの血管内外圧差の変化をグラフ３の血管内外圧差−血管内容積の関係を用いて、血管内容積の変化に変換したものが、グラフ２の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）で示されている。（ａ）、（ｂ）、（ｃ）には、心臓の収縮期初期の位置（前後２箇所）を白丸で示している。これは、観血波形（血管内圧力変化）の下向き頂点（ボトム点）に対応している。そして、この心臓の収縮期初期の位置（前後２箇所）の間に示される成分（太線で表示）が、Ｗ１−Ａ成分である。すなわち、グラフ２には、Ｗ１−Ａ成分が、カフ圧力の減圧過程（経過時間）の各時点で変化していく様子が示される。

（ｂ）、（ｃ）のＷ１−Ａ成分（血管内容積変化）の中では、ピーク点に先行して血管内外圧差が０となる位置をドットで示している。（ａ）のＷ１−Ａ成分（血管内容積変化）では、ピーク点が、血管内外圧差が０の位置に対応しており、この位置をドットで示している。（ａ）、（ｂ）、（ｃ）のドットで示されている血管内外圧差が０の位置は、実際には、血管内容積が急増加（急上昇）する部分（波形の前半での最大勾配点）となる。

更に、（ａ）、（ｂ）、（ｃ）のＷ１−Ａ成分の中では、ピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置もドットで示している。このＷ１−Ａ成分のピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置は、実際の脈波信号の下向きピーク点（ボトム点）の位置にほぼ等しいことが知られている。従って、以下、Ｗ１−Ａ成分のピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置を、Ｗ１−Ａ成分のボトム点と呼ぶ。

グラフ２では、Ｗ１−Ａ成分で血管内容積が急上昇する部分（波形の前半での最大勾配点）［ドットで示した血管内外圧差が０となる位置］が、Ｗ１−Ａ成分に先行する心臓収縮期初期の位置から遅れる時間（時間差）をｔ１で示し、また、Ｗ１−Ａ成分のボトム点が次の心臓収縮期初期の位置から進む時間（時間差）をｔ２で示し、脈波信号の一周期をＴで示している。ここで、脈波信号の周期Ｔは、測定の期間中、実質的に一定である。また、Ｗ１−Ａ成分のボトム点の血管内容積が急上昇する部分（波形の前半での最大勾配点）から下方の変位をＨで示している。

遅れの時間（時間差）ｔ１と進みの時間（時間差）ｔ２の和をｔする。（ｔ＝ｔ１＋ｔ２）連続して生じるＷ１−Ａ成分のｔ１とｔ２はほとんど同じであることを考えると、ｔは、注目するＷ１−Ａ成分の急上昇する部分（前半での最大勾配点）の先行するＷ１−Ａ成分のボトム点からの遅れの時間（時間差）、すなわち、最大勾配点の先行する（Ｗ１−Ａ成分の）ボトム点からの出現の時間差を示すと考えられる。

グラフ２の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示されるように、時間差ｔ１と時間差ｔ２は、カフ圧力が収縮期血圧値から拡張期血圧値に近づくにつれて小さくなる。すなわち、最大勾配点の先行するボトム点からの出現の時間差ｔは、カフ圧力が収縮期血圧値から拡張期血圧値に近づくにつれて小さくなっている。脈波信号の周期Ｔは、測定の期間中、実質的に一定であることから、最大勾配点の先行するボトム点からの出現の位相差２π（ｔ／Ｔ）も、同様に、カフ圧力が収縮期血圧値から拡張期血圧値に近づくにつれて小さくなる。

そして、グラフ２の（ｃ）にみるように、カフ圧力が拡張期血圧値に等しくなる時点においては、この簡略化したグラフのもとでは、Ｗ１−Ａ成分の先行するボトム点と最大勾配点（急上昇点）と心臓収縮期初期が同時に生じ、ｔ１＝０，ｔ２＝０であり、ｔ＝０となっている。

更に、グラフ２の（ｂ）、（ｃ）からは、Ｗ１−Ａ成分のボトム点の最大勾配点（急上昇点）からの下方変位Ｈは、カフ圧力が拡張期血圧値に近づくと小さくなることも示されている。そして、（ｃ）にみるように、カフ圧力が拡張期血圧値に等しくなる時点においては、この簡略化したグラフのもとでは、Ｗ１−Ａ成分のボトム点の位置と最大勾配点の位置が一致して、Ｈ＝０（変位がなくなる）となっている。

これらのことから、実際のＷ１−Ａ成分については、以下の３つの特徴を見出すことができる。

・Ｗ１−Ａ成分の急峻な上昇部分（最大勾配点）のボトム点からの遅延（時間差ｔもしくは位相差２π（ｔ／Ｔ））は、カフ圧力が拡張期血圧値に近づくにつれて小さくなる。

・Ｗ１−Ａ成分の急峻な上昇部分（最大勾配点）からのボトム点の変位Ｈはカフ圧力が拡張期血圧値に近づくにつれて小さくなる。

・Ｗ１−Ａ成分の形状は、カフ圧力が収縮期血圧値の圧力より小さくなった時点で出現する。

＜脈波信号の特徴＞
以上、脈波信号ＰＷを成分に分けて、Ｗ１−Ａ成分についての簡略化した検討内容を示したが、実際には、脈波信号ＰＷは、Ｗ１−Ａ成分やＷ１−Ｂ成分などに分離されることなくそろぞれが重畳された１つの脈波信号として、脈波検出用の小カフ２で検出される。

しかし、既に述べたとおり、Ｗ１−Ｂ成分がＷ１成分の立ち上がり部分に反映されるもののＷ１−Ａ成分は、カフ圧力に重畳される脈波信号のＷ１成分の形状を大きく反映している。更に、脈波信号のＷ２成分は、一般にＷ１成分より小さく遅れて発生し、カフ圧力が拡張期血圧値の近傍では消滅している。

従って、検出される脈波信号の特徴については、以下の３つの特徴を見出すことができる。

・脈波信号の急峻な上昇部分（最大勾配点）のボトム点からの遅延（時間差ｔもしくは位相差２π（ｔ／Ｔ））は、カフ圧力が拡張期血圧値に近づくにつれて小さくなる。

・脈波信号の急峻な上昇部分（最大勾配点）からのボトム点の変位Ｈはカフ圧力が拡張期血圧値に近づくにつれて小さくなる。

・脈波信号の急峻な上昇部分は、カフ圧力が収縮期血圧値の圧力を下回った時点で大きく変化する。

図７（ａ）および図７（ｂ）は、それぞれ、カフ圧力が収縮期血圧値と拡張期血圧値の間の時点および拡張期血圧値の時点で検出されるカフ圧力に重畳されていた脈波信号を示す図である。

各脈波信号には、前半部分の急峻な上昇部分（最大勾配点）Ｕｍと、ピーク点Ｐｅとピーク点Ｐｅに先行もしくは遅れて生じる２つのボトム点Ｂ１、Ｂ２が示されている。更に、図には、最大勾配点Ｕｍのボトム点Ｂ１からの時間差ｔ、周期Ｔ、ボトム点Ｂ２の最大勾配点（急上昇点）Ｕｍからの下方の変位Ｈが示されている。尚、ボトム点Ｂ１は、先行して生じる脈波信号のピーク点に遅れて生じるボトム点Ｂ２でもあり、連続して生じる脈波信号はほとんど同じ形であることから、注目する脈波信号のボトム点Ｂ２の最大勾配点（急上昇点）Ｕｍからの変位は、ボトム点Ｂ１の最大勾配点（急上昇点）Ｕｍからの変位とほとんど同じである。

前述したように、拡張期血圧値の時点では、時間差ｔ（位相差２π（ｔ／Ｔ））と変位Ｈが、収縮期血圧値と拡張期血圧値の間の時点よりも、小さくなっている様子が見られる。

Ｗ１−Ａ成分は、カフ圧力に重畳される脈波信号のＷ１成分の形状をＷ１−Ｂ成分より大きく反映している。これは急峻な上昇部分（最大勾配点）Ｕｍの現れる位置がＷ１−Ａ成分が現れた時点でＷ１−Ｂ成分の成分が反映してできていた部分からＷ１−Ａ成分が現れる位置に変化するということになる。Ｗ１−Ａ成分は収縮期血圧値以下になって初めて出現するため、急峻な上昇部分（最大勾配点）Ｕｍは、収縮期血圧値より高い圧力がカフにかかっているときの形状から、収縮期血圧値以下の血圧値では、大きく変化する様子が見られる。

＜血圧値の決定＞
そこで、上述した脈波信号の特徴に基づき、以下のようにして血圧値を決定することが出来る。

・脈波信号のピーク点に先行して生じるボトム点と最大勾配点（急上昇点）の出現の位相差が所定の閾値より小さくなる時点のカフ圧力を拡張期血圧値とする（拡張期血圧値決定１）。

・脈波信号のピーク点に先行もしくは遅れて生じるボトム点の最大勾配点（急上昇点）からの変位（振幅値の差）が所定の閾値より小さくなる時点のカフ圧力を拡張期血圧値とする（拡張期血圧値決定２）。

・脈波信号のピーク点に先行して生じるボトム点と最大勾配点（急上昇点）の出現の位相差の値を、カフ圧力の低い脈波信号から順に確認し、値の連続性のない大きな変化を示した点のカフ圧力値を収縮期血圧値とする（収縮期血圧値決定１）。

・脈波信号のピーク点に先行もしくは遅れて生じるボトム点の最大勾配点（急上昇点）からの変位（振幅値の差）の値を、カフ圧力の低い脈波信号から順に確認し、値の連続性のない大きな変化を示した点のカフ圧力値を収縮期血圧値とする（収縮期血圧値決定２）。

上述したように、脈波信号のボトム点や最大勾配点（急上昇点）は、個々の脈波信号の中で検出されるものである。また、所定の閾値は、検出される脈波の信号処理過程でのノイズ等を考慮して設定される。なお、この信号処理過程でのノイズ等への個体差や減圧速度等の測定条件による影響は一般的に小さい。

そして、これらの血圧値の決定方法は、従来のオシロメトリック式血圧計のように、被測定者の個体差や測定条件（減圧速度等）の影響の大きいパラメータ（統計手法に基づいて設定される脈波振幅値の最大脈波振幅値に対する割合等）を用いるカフ圧力の減圧過程の脈波振幅値の変化プロフィルを扱う必要はない。そのため、個体差や測定条件（減圧速度等）によるバラツキの小さい測定が実現できる。

＜装置の動作＞
図９は、第１実施形態に係る血圧測定装置の概略動作を示すフローチャートである。

電子血圧計の測定の開始ＳＷ（スイッチ）をＯＮする（ステップＳ１）と減圧制御バルブ４が完全「閉」（ステップＳ２）となり、ＣＰＵ９の制御により、加圧ポンプ３の駆動が開始（ＯＮ）される（ステップＳ３）。

加圧ポンプ３が駆動されるとカフ圧力の読み込みが開始され（ステップＳ４）、読み込んだカフ圧力があらかじめ設定された収縮期血圧値より十分に高い圧力値（設定圧力）になったか否か判断される（ステップＳ５）。そして、カフ圧力が設定圧力になるまで、加圧ポンプは駆動され、カフ圧力が設定圧力になると加圧ポンプ３の駆動が停止（ＯＦＦ）される（ステップＳ６）。

その後、減圧制御バルブ４のＣＰＵ９の制御により、微速排気をスタートさせることで、所定の減圧速度（例えば、２〜３ｍｍＨｇ／秒）で微速減圧が開始される（ステップＳ７）。この減圧過程で、ＣＰＵ９により、カフ圧力が所定の時間間隔毎（サンプリング時間毎）に逐次読み込まれ（ステップＳ８）、カフ圧力に重畳している脈波信号が抽出される（ステップＳ９）。

そして、ステップＳ９で抽出した脈波信号に基づいて、対応するカフ圧力が大きい順に脈波周期ごとに脈波の位相差（ｔ／Ｔ）の値を順に導出する。そして、位相差の値が所定の閾値より小さくなる点を検索し、検出された点に対応するカフ圧力値を拡張期血圧値として決定する（ステップＳ１０）。その後、取得した脈波信号について、対応するカフ圧が低いほうから順に位相差の値が大きく変化する点を検索し、検出された点に対応するカフ圧力値を収縮期血圧値として決定する（ステップＳ１１）。なお、収縮期血圧値および拡張期血圧値の決定のフローチャートについては後述する。

各血圧値の決定の後、減圧制御バルブを全開（完全「開」）にしてカフ圧力を大気圧に戻す（ステップＳ１２）。そして、ＣＰＵ９の制御により、記憶した収縮期血圧値と拡張期血圧値をＬＣＤ１０に表示する（ステップＳ１３）。なお、ＬＣＤ１０には後述するように、血圧決定の根拠となるグラフが併せて表示される。

図１０は、拡張期血圧値および収縮期血圧値の決定の詳細フローチャートである。

カフ圧力Ｐは、収縮期血圧値の決定後も、所定の時間間隔毎（サンプリング時間毎）に検出して（ステップＳ１００）、カフ圧力に重畳している脈波信号（図７を参照）を抽出する（ステップＳ１０１）。脈波信号からは、連続するボトム点Ｂ１，Ｂ２とその間のピーク点Ｐｅを検出して（ステップＳ１０２、ステップＳ１０３、ステップＳ１０４）、そのボトム点Ｂ１（ピーク点に先行して生じるボトム点）とピーク点Ｐｅの間、すなわち、脈波信号の前半部分で、最大勾配を有する点（最大勾配点）Ｕｍを検出する（ステップＳ１０５）。そして、ボトム点Ｂ１と最大勾配を有する点（最大勾配点）Ｕｍの出現の時間差ｔを算出する（ステップＳ１０６）。ボトム点Ｂ１とボトム点Ｂ２の出現の時間間隔Ｔを求めて（ステップＳ１０７）、位相差（ｔ／Ｔ）を算出する（ステップＳ１０８）。ここで、ボトム点Ｂ２は次の脈波信号のボトム点Ｂ１になることから、時間間隔Ｔは、脈波間隔でもあり、また、脈拍周期でもある。

１周期の脈波信号の各々に対して、位相差（ｔ／Ｔ）が算出された時点で、横軸（Ｘ軸）方向にカフ圧力、縦軸（Ｙ軸）方向に位相差（ｔ／Ｔ）を取った２次元グラフ上に各測定点がプロットされる。表示の詳細については後述する。

この位相差（ｔ／Ｔ）が所定の閾値ｋより小さくなったとき、その時点でのカフ圧力Ｐを拡張期血圧値として決定する（ステップＳ１１０）。位相差（ｔ／Ｔ）が所定の閾値ｋ以上のときは、更に減圧されたカフ圧力に重畳される次の脈波信号について、同様の処理を順次行い、拡張期血圧値を決定するものである。

拡張期血圧値が決定された後、対応するカフ圧が低い方から脈波信号から順に、位相差の変化（差分）を順次チェックする（ステップＳ１１１、Ｓ１１２）。位相差の変化が大きく変化する点が見つかると、当該点に対応するカフ圧力Ｐを収縮期血圧値として決定する（ステップＳ１１３）。

ここでは、＜血圧値の決定＞に示した、（拡張期血圧値決定１）と（収縮期血圧値決定１）との組み合わせを例に挙げて説明を行った。しかし、拡張期血圧値と収縮期血圧値の決定方法の他の組み合わせに基づいて実行しても良い。特に、拡張期血圧値および収縮期血圧値の各々について複数の決定手法を組み合わせて使用することにより、より精度の高い血圧値の導出が可能となる。

＜画面表示の例＞
前述したように、ＬＣＤ１０には、血圧決定の根拠となるグラフが併せて表示される。図１１は、ＬＣＤに表示されるグラフ表示の一例を示す図である。図１１の（ａ）は、横軸（Ｘ軸）方向にカフ圧力、縦軸（Ｙ軸）方向に位相差（ｔ／Ｔ）を取った２次元グラフを示す図である。なお、この図は、収縮期血圧値が１１０ｍｍＨｇ、拡張期血圧値が７０ｍｍＨｇの場合の例を示している。

このような表示を行うことにより、ユーザは、ステップＳ１３で表示された血圧値の信頼性について容易に判定することが出来る。つまり、表示された２次元グラフにおいて、ステップＳ１３で表示された血圧値に対応するカフ圧力の部分での、位相差の変化の明瞭さにより容易に判定できる。

また、図１１の（ｂ）は、図１１（ａ）の表示と併せて縦軸（Ｙ軸）方向に脈拍振幅を取った２次元グラフを示す図である。このような表示とすることにより、大きな体動によるノイズなどが混入しているか否かについても容易に判定することが可能となる。

なお、ここでは２つの時系列（位相差および脈波振幅）を、それぞれ折れ線グラフおよび棒グラフにより重畳して表示するよう構成しているが、比較が容易な表示形式であれば任意の表示方法が利用可能である。また、＜血圧値の決定＞に示した決定方法からも自明なように、位相差の替わりに変位（振幅値の差）を表示するよう構成してもよい。

以上説明したように、第１実施形態に係る血圧測定装置によれば、統計的手法ではなく脈波信号（１周期脈波信号）の形状の変化に基づき血圧値（収縮期血圧値および拡張期血圧値）を決定する。また、併せて、血圧測定に用いた時系列データをユーザが確認可能なようにＬＣＤ画面に表示する。このように構成することにより、ノイズの状況（Ｓ／Ｎの程度）、不整脈の状況、および、血圧決定に利用した閾値に対応するデータの状況を確認することが出来、導出された血圧値が妥当なものであるか否かを、ユーザは客観的に判定することが可能となる。

そのため、血圧測定の客観性、納得感、信頼性を向上させることが可能である。また、測定中に検出したコロトコフ音の振幅、または、圧脈波のボトムから最大変化ポイントまでの圧力差を表示することにより、不整脈の程度、体動等によるアーチフアクトの程度、また、脈波の大きさの固体による差などについての情報も得られる。そのため、従来の数値のみ表示していた血圧計にくらべより多くの情報を測定者に知らせることが可能となる。結果として、測定された血圧値の根拠となる情報を提供することにより、測定の信頼性情報を提供できる。そのため、再測定の必要性がわかり、信頼性の高い血圧値の提供が可能となる。また、不整脈、血圧変動など治療に関係する患者情報の提供が行え、治療に役立てられる。

なお、第１実施形態では、オシロメトリック法を改良したダブルカフ法を用いた血圧測定装置を例に挙げて説明した。ただし、ダブルカフ法でない通常のオシロメトリック法や、トリプルカフ法を用いてもよい。

（変形例１）
ここでは、ダブルカフ法をさらに改良したトリプルカフ法を用いた血圧測定装置を例について説明する。なお、カフ以外の部分についての装置構成および装置の動作については第１実施形態と同様であるため説明は省略する。以下では、トリプルカフを用いることによる効果について主に説明する。

＜カフの圧迫力と脈波信号＞
図４は、第２実施形態に係る血圧測定装置のカフ（トリプルカフ）の長手方向の断面図である。変形例に係るカフは、血管阻血用の大カフ１、脈波検出用の小カフ２、および上流部に設けられたサブカフ３を含むトリプルカフである。加圧された血管阻血用の大カフ１およびサブカフ３により血管１００はＱの部分で阻血され、上流側１００ａから下流側１００ｂへの血流が抑えられている様子が示されている。ただし、ダブルカフの場合（図３）と比較すると、トリプルカフの場合（図４）では、サブカフ３の効果により”Ｂ”に示される区間における血流の侵入が阻止されている点が異なる。

図１２は、トリプルカフ法において取得される脈波信号ＰＷに含まれる各成分を模式的に示す図である。具体的には、太線で示す脈波信号ＰＷには、Ｗ１成分およびＷ２成分が含まれ、さらに、Ｗ１成分はＷ１−Ａ成分とＷ１−Ｃ成分により構成される。つまり、ダブルカフの場合（図５）と比較すると、トリプルカフの場合（図１２）では、サブカフ３により大カフ１のカフエッジ効果を補償することにより、カフ上流部Ｂの下に流れ込む血流による血管内容積変化に由来するＷ１−Ｂ成分を抑圧する効果を有する。

なお、Ｗ１−Ｂ成分が抑圧される結果、血管内圧力による血管の振動成分であるＷ０成分が新たに観測されるようになる。ただし、Ｗ１−Ａ成分とＷ１−Ｃ成分による振幅変化に比較しＷ０成分の振幅変化は十分小さい。そのため、第１実施形態で述べた＜血圧値の決定＞と同様なアルゴリズムを用いた場合においても、より高精度な測定を行うことが出来ることが理解できよう。

以上説明したように、変形例に係る血圧測定装置によれば、血圧決定に重要な脈波信号を精度良く取得することが可能となる。その結果、より精度の高い血圧値（収縮期血圧値および拡張期血圧値）を導出可能となる。また、導出された血圧値が妥当なものであるか否かを示すより精度の高いデータをユーザに提供することが可能となる。

（第２実施形態）
ここでは、一般的なオシロメトリック法を用いた血圧測定装置を例について説明する。つまり、血圧値の決定に統計的手法を用いる場合の表示方法について説明する。

＜装置構成＞
図１３は、第２実施形態に係る血圧測定装置の構成を示す図である。

血管阻血用の大カフ３０１はチュ−ブ３１１を介して加圧ポンプ３０３と減圧制御バルブ（電磁弁）３０４に接続されている。また、大カフ３０１は、チュ−ブ３１２を介して圧力センサ３０５に接続している。これにより大カフ３０１でカフ下の血管内容積変化をとらえることができる。圧力センサ３０５としては半導体圧力ゲ−ジを使用したダイヤフラムタイプの圧力−電気変換器等が使用される。圧力センサ３０５の出力信号（圧力信号）は増幅器３０６で増幅され、ロ−パスフィルタ３０７を介して、Ａ／Ｄ変換器（コンバータ）３０８でデジタル変換されＣＰＵ３０９に入力される。ロ−パスフィルタ３０７では、出力信号の周波数帯域を制限し、バルブ制御ノイズ等の不要高周波ノイズをカットしている。カットオフ周波数は１０〜３０Ｈｚに設定されている。

加圧ポンプ３０３および減圧制御バルブ（電磁弁）３０４は、ＣＰＵ３０９により制御される。特に、減圧制御バルブ（電磁弁）３０４は、ＣＰＵ３０９からのＰＷＭ信号（オン・オフのパルス信号）により、開閉が制御（ＰＷＭ制御）され、完全「閉」から完全「開」まで、ＰＷＭ信号のＤｕｔｙをかえることにより、開口オリフィス面積を連続的に制御される。

更に、ＣＰＵ３０９は、Ａ／Ｄ変換器（コンバータ）３０８からデジタルに変換した圧力信号（カフ圧信号）を周期的に取り込み、カフ圧信号からそれに重畳している脈波信号を分離して、この脈波信号とカフ圧（信号）から収縮期血圧値と拡張期血圧値を決定する機能を備えている。具体的には、カフ圧の減圧過程において、脈波振幅が、最大の脈波振幅に対し予め設定された閾値（ＴＨ_ＳＹＳ）を上回る時点でのカフ圧を収縮期血圧として決定し、予め設定された閾値（ＴＨ_ＤＩＡ）を下回る時点でのカフ圧を拡張期血圧として決定する。なお、カフ圧の減圧過程において観測される最大の脈波振幅をＰＡとしたとき、例えば、ＴＨ_ＳＹＳ＝ＰＡ×０．５、ＴＨ_ＤＩＡ＝ＰＡ×０．６として設定される。

また、ＣＰＵ３０９では、このようにして決定された収縮期血圧値と拡張期血圧値を表示用ＬＣＤ３１０に表示する。併せて、ＣＰＵ３０９は、ＬＣＤ３１０に２次元グラフを表示する機能をも備える。そのため、ＬＣＤ３１０は２次元グラフ表示が可能なドットマトリクスＬＣＤなどにより構成される。

＜画面表示の例＞
図１４は、ＬＣＤに表示されるグラフ表示の一例を示す図である。図１４は、横軸（Ｘ軸）方向にカフ圧力、縦軸（Ｙ軸）方向に脈波振幅を取った２次元グラフを示す図である。また、脈波振幅の時系列に対応するカフ圧力の変化が併せて図面上部に示されている。なお、この図は、収縮期血圧値が１６０ｍｍＨｇ、拡張期血圧値が８０ｍｍＨｇの場合の例を示している。

上述のように、一般的なオシロメトリック法においては、予め指定された閾値（ＴＨ_ＳＹＳ、ＴＨ_ＤＩＡ）に基づいて血圧値が決定される。そのため、血圧値の決定根拠として当該閾値が２次元グラフ内に表示されている。

また、当該閾値（ＴＨ_ＳＹＳ、ＴＨ_ＤＩＡ）の各々に対応し、決定された血圧値（収縮期血圧値（ＳＹＳ）、拡張期血圧値（ＤＩＡ））が指標（△）と共に表示される。

このような表示を行うことにより、ユーザは、血圧値がどのようなデータに基づいて決定されたかを容易に判定することが出来る。

カフ圧力の減圧過程で、カフ圧力に脈波信号が重畳している様子を示す図である。 カフ圧力の減圧過程での、カフ圧力に重畳する脈波振幅値の変化の様子をカフ圧力の変化と共に示した図である。 第１実施形態に係る血圧測定装置のカフ（ダブルカフ）の長手方向の断面図である。 変形例に係る血圧測定装置のカフ（トリプルカフ）の長手方向の断面図である。 脈波信号ＰＷに含まれる各成分を模式的に示す図である（ダブルカフの場合）。 カフ中央部Ａの下の血管内容積変化に由来するＷ１−Ａ成分が、カフ圧力の減圧過程で生じて、変化していく様子を模式的に示す図である。 カフ圧力が収縮期血圧値と拡張期血圧値の間の時点および拡張期血圧値の時点で検出されるカフ圧力に重畳されていた脈波信号を示す図である。 第１実施形態に係る血圧測定装置の構成を示す図である。 第１実施形態に係る血圧測定装置の概略動作を示すフローチャートである。 拡張期血圧値および収縮期血圧値の決定の詳細フローチャートである。 ＬＣＤに表示されるグラフ表示の一例を示す図である。 脈波信号ＰＷに含まれる各成分を模式的に示す図である（トリプルカフの場合）。 第２実施形態に係る血圧測定装置の構成を示す図である。 ＬＣＤに表示されるグラフ表示の一例を示す図である（オシロメトリック法）。

Claims (5)

1. 血圧測定部位を圧迫するためのカフと、
   前記カフ内を加圧または減圧する圧力制御手段と、
   前記カフ内の圧力を検出する圧力センサと、を備え、複数の脈波成分が時系列に重畳された、減圧過程における前記カフ内の圧力を検出可能な血圧測定装置であって、
   前記カフ内の圧力に重畳された複数の脈波成分それぞれについて、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との間の最大勾配点を検出したうえで、該検出した最大勾配点と該最大勾配点に先行して現れるボトム点との間の時間差に対応する値を導出する導出手段と、
   前記複数の脈波成分それぞれより導出された前記時間差に対応する値のうち、隣り合う脈波成分より導出されたそれぞれの時間差に対応する値どうしを比較した際の変化の大きさに基づいて、収縮期血圧値を決定し、前記複数の脈波成分それぞれより導出された前記時間差に対応する値と所定の閾値との比較に基づいて、拡張期血圧値を決定する血圧値決定手段と、
   前記カフ内の圧力を第１の軸に、前記時間差に対応する値を第２の軸に設定した２次元グラフ上に、前記減圧過程における前記カフ内の圧力に対する前記時間差に対応する値を時系列にプロットし、折れ線グラフを表示する表示手段と、を備え、
   前記表示手段は、更に、前記２次元グラフの前記第１の軸に、前記血圧値決定手段により決定された収縮期血圧値を示す指標と拡張期血圧値を示す指標とをそれぞれ表示するとともに、前記２次元グラフ上に前記所定の閾値を表示することを特徴とする血圧測定装置。
2. 前記時間差に対応する値は、前記複数の脈波成分それぞれについて、前記導出手段により導出された時間差を、それぞれの脈波成分の１脈波周期で除して得られる位相差であることを特徴とする請求項１に記載の血圧測定装置。
3. 前記導出手段は、更に、
   前記カフ内の圧力に重畳された複数の脈波成分それぞれについて、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との間の最大勾配点を検出したうえで、該検出した最大勾配点における圧力値と該最大勾配点に先行して現れるボトム点における圧力値との間の変位を導出することが可能であり、
   前記血圧値決定手段は、更に、
   前記複数の脈波成分それぞれより導出された前記変位のうち、隣り合う脈波成分より導出されたそれぞれの変位どうしを比較した際の変化の大きさに基づいて、収縮期血圧値を決定し、前記複数の脈波成分それぞれより導出された前記変位と所定の閾値との比較に基づいて、拡張期血圧値を決定することが可能であり、
   前記収縮期血圧値は、前記時間差に対応する値どうしを比較した際の変化の大きさ、または、前記変位どうしを比較した際の変化の大きさの、いずれかに基づいて決定され、
   前記拡張期血圧値は、前記時間差に対応する値と所定の閾値との比較、または、前記変位と所定の閾値との比較の、いずれかに基づいて決定されることを特徴とする請求項１または２に記載の血圧測定装置。
4. 前記表示手段は、更に、前記減圧過程における前記カフ内の圧力に対する前記脈波成分の振幅を、前記折れ線グラフに重畳して表示することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
5. 血圧測定部位を圧迫するためのカフと、
   前記カフ内を加圧または減圧する圧力制御手段と、
   前記カフ内の圧力を検出する圧力センサと、を備え、複数の脈波成分が時系列に重畳された、減圧過程における前記カフ内の圧力を検出可能な血圧測定装置の制御方法であって、
   前記カフ内の圧力に重畳された複数の脈波成分それぞれについて、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との間の最大勾配点を検出したうえで、該検出した最大勾配点と該最大勾配点に先行して現れるボトム点との間の時間差に対応する値を導出する導出工程と、
   前記複数の脈波成分それぞれより導出された前記時間差に対応する値のうち、隣り合う脈波成分より導出されたそれぞれの時間差に対応する値どうしを比較した際の変化の大きさに基づいて、収縮期血圧値を決定し、前記複数の脈波成分それぞれより導出された前記時間差に対応する値と所定の閾値との比較に基づいて、拡張期血圧値を決定する血圧値決定工程と、
   前記カフ内の圧力を第１の軸に、前記時間差に対応する値を第２の軸に設定した２次元グラフ上に、前記減圧過程における前記カフ内の圧力に対する前記時間差に対応する値を時系列にプロットし、折れ線グラフを表示する表示工程と、を備え、
   前記表示工程は、更に、前記２次元グラフの前記第１の軸に、前記血圧値決定工程において決定された収縮期血圧値を示す指標と拡張期血圧値を示す指標とをそれぞれ表示するとともに、前記２次元グラフ上に前記所定の閾値を表示することを特徴とする血圧測定装置の制御方法。

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