JP5584077B2 - 自動血圧測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、腕、足首のような生体の肢体である被圧迫部位内の動脈から発生する脈波を検出するためにその被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備えた自動血圧測定装置に関するものである。

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値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前記生体の血圧値を決定する自動血圧測定装置が知られている。圧迫帯を用いて測定された血圧値は比較的信頼性が得られるから、上記自動血圧測定装置は、血圧測定を周期的に実行させて生体の血圧値を所定の周期毎に出力させることによりその生体の血圧値を比較的長期間にわたって監視するという用途に用いられることがある。しかしながら、血圧監視の精度を高めるために測定周期を短くすると、圧迫帯の生体に対する圧迫頻度が高くなるので、生体に大きな負担を強いる欠点がある。また、圧迫帯による圧迫頻度が極端に高くなると、鬱血が生じて正確な血圧値が得られなくなる場合もある。

これに対し、特許文献１には、上記圧迫帯と、生体の相互に異なる部位にそれぞれ装着され、その生体の心拍に同期して発生する脈波を検出する一対の脈波センサとを備え、それら一対の脈波センサによりそれぞれ検出される脈波間の位相差を算出し、その位相差の変化値が予め設定された判断基準値を超えたことに基づいて血圧測定を実施する自動血圧測定装置が記載されている。

特開平０８−１９１８０３号公報

しかし、上記従来の自動血圧測定装置においては、生体の血圧監視を行うために圧迫帯の他に脈波センサを精度良く装着する必要があり、圧迫帯だけを取り付ける場合と比べて取り扱いが容易でないという問題があった。

本発明の目的とするところは、生体の血圧監視時にその生体に与える負担を軽減するとともに取り扱いが容易な自動血圧測定装置を提供することである。

本発明者は、以上の事情を背景として、独立して生体を圧迫できる３つの気室を有する３連カフを試作し、それら３つの気室から独立に得られるカフ脈波を比較するうち、それらカフ脈波間には生体の血圧値の変化に応じた位相差の変化を認識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、請求項１にかかる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る圧迫帯を備え、その圧迫帯の圧迫圧力値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前記生体の血圧値を決定する自動血圧測定装置であって、(b) 前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有するものであり、(c) その圧迫帯の圧迫圧力値が所定の低圧力値とされた状態において前記複数の膨張袋のうちの少なくとも２つの膨張袋からそれぞれ抽出される脈波間の位相差を逐次算出し、その逐次算出される位相差の変化値が予め設定された判定値以上となった場合に前記生体の血圧測定を開始し、(d) 前記圧迫帯の圧迫圧力値は、予め設定された周期毎に前記所定の低圧力値とされることにある。

また、請求項２にかかる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る圧迫帯を備え、その圧迫帯の圧迫圧力値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前記生体の血圧値を決定する自動血圧測定装置であって、(b) 前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有するものであり、(c) その圧迫帯の圧迫圧力値が所定の低圧力値とされた状態において前記複数の膨張袋のうちの少なくとも２つの膨張袋からそれぞれ抽出される脈波間の位相差を逐次算出し、その逐次算出される位相差の変化値が予め設定された判定値以上となった場合に前記生体の血圧測定を開始し、(d) 前記生体の最低血圧値は、前記複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の下流側に位置する下流側膨張袋からの脈波と、その下流側膨張袋よりも上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波との位相差を逐次算出し、その位相差に基づいて決定されることにある。

また、請求項３にかかる発明の要旨とするところは、請求項１または２にかかる発明において、前記所定の低圧力値は、生体の最低血圧値よりも小さい値に設定されることにある。

また、請求項４にかかる発明の要旨とするところは、請求項１乃至３のいずれか１つにかかる発明において、前記変化値は、血圧監視開始直後に算出された位相差に対する変化率あるいは変化量であることにある。

また、請求項５にかかる発明の要旨とするところは、請求項１乃至３のいずれか１つにかかる発明において、前記変化値は、前回の血圧測定直前または直後に算出された位相差に対する変化率あるいは変化量であることにある。

また、請求項６にかかる発明の要旨とするところは、請求項１乃至５のいずれか１つにかかる発明において、前記圧迫帯は、前記被圧迫部位の長手方向に所定間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、その被圧迫部位の長手方向において連なるようにそれら一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、それら一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する中間膨張袋とを有するものであることにある。

また、請求項７にかかる発明の要旨とするところは、請求項１乃至６のいずれか１つにかかる発明において、前記圧迫帯の圧迫圧力値が前記所定の低圧力値とされた状態において、前記下流側膨張袋からの脈波と前記上流側膨張袋からの脈波との位相差を逐次算出し、その逐次算出される位相差の変化値が前記判定値以上となった場合に前記生体の血圧測定を開始することにある。

また、請求項８にかかる発明の要旨とするところは、請求項１乃至７のいずれか１つにかかる発明において、前記生体の最高血圧値は、前記複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の下流側に位置する下流側膨張袋からの脈波の振幅値と、その下流側膨張袋よりも上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波の振幅値との振幅比を逐次算出し、その振幅比に基づいて決定されることにある。

請求項１にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有するものであり、その圧迫帯の圧迫圧力値が所定の低圧力値とされた状態において前記複数の膨張袋のうちの少なくとも２つの膨張袋からそれぞれ抽出される脈波間の位相差を逐次算出し、その逐次算出される位相差の変化値が予め設定された判定値以上となった場合に前記生体の血圧測定を開始することから、上記位相差の変化値が判定値以下であって生体の血圧値の変化が小さく安定状態にあるときは血圧測定が行われないので、圧迫帯を用いた血圧測定の頻度が低減され、生体に与える負担が軽減される。また、上記生体の血圧値の変化が小さく安定状態にあることが圧迫帯だけで検出可能であり、例えば脈波センサなどの他のセンサ類を所定位置に精度良く装着する必要がないので、生体の血圧監視時にその生体に与える負担を軽減するとともに取り扱いが容易な自動血圧測定装置が得られる。また、前記圧迫帯の圧迫圧力値は、予め設定された周期毎に前記所定の低圧力値とされることから、複数の脈波間の位相差の算出を目的とした脈波採取のための圧迫帯による被圧迫部位の圧迫が所定の周期毎に行われるので、例えば常時圧迫が行われるような場合と比べて生体に与える負担が軽減される。

また、請求項２にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有するものであり、その圧迫帯の圧迫圧力値が所定の低圧力値とされた状態において前記複数の膨張袋のうちの少なくとも２つの膨張袋からそれぞれ抽出される脈波間の位相差を逐次算出し、その逐次算出される位相差の変化値が予め設定された判定値以上となった場合に前記生体の血圧測定を開始することから、上記位相差の変化値が判定値以下であって生体の血圧値の変化が小さく安定状態にあるときは血圧測定が行われないので、圧迫帯を用いた血圧測定の頻度が低減され、生体に与える負担が軽減される。また、上記生体の血圧値の変化が小さく安定状態にあることが圧迫帯だけで検出可能であり、例えば脈波センサなどの他のセンサ類を所定位置に精度良く装着する必要がないので、生体の血圧監視時にその生体に与える負担を軽減するとともに取り扱いが容易な自動血圧測定装置が得られる。また、前記生体の最低血圧値は、前記複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の下流側に位置する下流側膨張袋からの脈波と、その下流側膨張袋よりも上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波との位相差を逐次算出し、その位相差に基づいて決定されることから、相互間が圧力変動に関して独立状態とされた複数の膨張袋から生体の被圧迫部位内の動脈に圧迫圧力を均等な圧力分布で加えることで各々の膨張袋から正確な脈波がそれぞれ得られるので、それら脈波間の位相差に基づいて精度の高い最低血圧値が得られる。

また、請求項３にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記所定の低圧力値は、生体の最低血圧値よりも小さい値に設定されることから、複数の脈波間の位相差の算出を目的とした脈波採取時における圧迫帯の圧迫圧力値が十分に小さくされるので、生体に与える負担を大幅に軽減することができる。

また、請求項４にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記変化値は、血圧監視開始直後に算出された位相差に対する変化率あるいは変化量であることから、生体の血圧値に応じて変化する前記位相差の変化率あるいは変化量を算出することにより、血圧監視開始直後と比べて血圧値が変化したか否かを把握することができる。

また、請求項５にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記変化値は、前回の血圧測定直前または直後に算出された位相差に対する変化率あるいは変化量であることから、生体の血圧値に応じて変化する前記位相差の変化率あるいは変化量を算出することにより、前回の血圧測定直前または直後と比べて血圧値が変化したか否かを把握することができる。

また、請求項６にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記圧迫帯は、前記被圧迫部位の長手方向に所定間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、その被圧迫部位の長手方向において連なるようにそれら一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、それら一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する中間膨張袋とを有するものであることから、圧力変動に関して互いに独立状態とされた上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋から生体の被圧迫部位内の動脈に圧迫圧力が均等な圧力分布で加えられることで正確な脈波が得られるので、それら脈波に基づいて精度の高い血圧値が得られる。

また、請求項７にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記圧迫帯の圧迫圧力値が前記所定の低圧力値とされた状態において前記下流側膨張袋からの脈波と前記上流側膨張袋からの脈波との位相差を逐次算出し、その逐次算出される位相差の変化値が前記判定値以上となった場合に前記生体の血圧測定を開始することから、中間膨張袋を隔てて配置されることで圧力変動に関して互いに独立状態とされた上流側膨張袋および下流側膨張袋から得られる正確な脈波に基づいて、それら脈波間の位相差の変化値を算出することにより、生体の血圧値の変化が小さく安定状態にあるか否かを正確に把握することができる。

また、請求項８にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記生体の最高血圧値は、前記複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の下流側に位置する下流側膨張袋からの脈波の振幅値と、その下流側膨張袋よりも上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波の振幅値との振幅比を逐次算出し、その振幅比に基づいて決定されることから、相互間が圧力変動に関して独立状態とされた複数の膨張袋から生体の被圧迫部位内の動脈に圧迫圧力を均等な圧力分布で加えることで各々の膨張袋から正確な脈波がそれぞれ得られるので、それら脈波間の振幅比に基づいて精度の高い最高血圧値が得られる。

生体の被圧迫部位である上腕に巻き付けられた上腕用の圧迫帯を備えた本発明の一例の自動血圧測定装置を示している。 図１の圧迫帯の外周面を示す一部を切り欠いた図である。 図２の圧迫帯内に備えられた上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋を示す平面図である。 図３の上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋を幅方向に切断して示す断面図である。 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。 圧迫帯の圧迫圧力値が第１昇圧目標圧力値とされた状態において抽出された脈波信号に基づいて、時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される上記脈波信号の立ち上がり点、およびそれら立ち上がり点間の時間差をそれぞれ示す図である。 図５の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートの一方である。 図５の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートの他方である。 図５の電子制御装置の制御作動の要部を説明するタイムチャートである。 本発明の他の実施例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１０の自動血圧測定手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が１５１ｍｍＨｇであるときのものである。 図１０の自動血圧測定手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が１３５ｍｍＨｇであるときのものである。 図１０の自動血圧測定手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が１２７ｍｍＨｇであるときのものである。 図１０の自動血圧測定手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が１１０ｍｍＨｇであるときのものである。 図１０の自動血圧測定手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が８６ｍｍＨｇであるときのものである。 図１０の自動血圧測定手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が７２ｍｍＨｇであるときのものである。 図１０の自動血圧測定手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が５８ｍｍＨｇであるときのものである。 図１０の自動血圧測定手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が３６ｍｍＨｇであるときのものである。 圧迫帯の圧迫圧力値が徐速降圧させられる過程において抽出された複数の脈波信号に基づいて、時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される上記複数の脈波信号の立ち上がり点、およびそれら立ち上がり点間の時間差をそれぞれ示す図である。 圧迫帯による圧迫下の動脈における脈波伝播速度と圧迫圧力値との関係を示す図である。 下流側膨張袋および中間膨張袋からの脈波信号間の時間差と、圧迫帯の圧迫圧力値との関係を示す図である。 図１０の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートの一部であって、実施例１の図７のＳ１７に代えて実行される。 図１０の電子制御装置の自動血圧測定のための制御作動の要部を説明するフローチャートの一方である。 図１０の電子制御装置の自動血圧測定のための制御作動の要部を説明するフローチャートの他方である。 図１０の電子制御装置の制御作動の要部を説明するタイムチャートである。 図１０の自動血圧測定手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において抽出された上記複数の膨張袋からの脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線（エンベロープ）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、各部の寸法比およ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の肢体たとえば上腕１０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自動血圧測定装置１４を示している。この自動血圧測定装置１４は、上腕１０内の動脈１６を止血するのに十分な値まで昇圧させた圧迫帯１２の圧迫圧を降圧させる過程において、動脈１６の容積変化に応答して発生する圧迫帯１２内の圧力振動である脈波を逐次抽出し、その脈波の変化に基づいてその生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを測定するものである。

図２は圧迫帯１２の外周面を示す一部を切り欠いた図である。図２に示すように、圧迫帯１２は、ＰＶＣ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および図示しない内周側不織布から成る帯状外袋２０と、その帯状外袋２０内において幅方向に順次収容され、たとえば軟質ポリ塩化ビニールシートなどの可撓性シートから構成されて独立して上腕１０を圧迫可能な上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６とを備え、外周側面不織布２０ａの端部に取り付けられた面ファスナ２８に前記内周側不織布の端部に取り付けられた図示しない起毛パイルが着脱可能に接着されることにより、上腕１０に着脱可能に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、および下流側膨張袋２６は、幅方向に連ねられて前記上腕１０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、および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、および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、および下流側膨張袋２６を示す平面図であり、図４はそれらを幅方向すなわち図３の矢印ａ方向に切断した断面図である。上流側膨張袋２２、中流側膨張袋２４、および下流側膨張袋２６は、それらにより圧迫された動脈１６の容積変化に応答して発生する圧力振動である脈波を検出するためのものであり、それぞれ長手状を成している。上流側膨張袋２２および下流側膨張袋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および下流側膨張袋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が前記上腕１０に巻き付けられた状態においては、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６は上記上腕１０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は上記上腕１０の長手方向において連なるように上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋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１０の長手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および２４ｆがそれぞれ形成されている。そして、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４に隣接する側の隣接側端部２２ａおよび２６ａが上記一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆ内に差し入れられて配置されるようになっている。これにより、中間膨張袋２４の両端部と上流側膨張袋２２の隣接側端部２２ａおよび下流側膨張袋２６の隣接側端部２６ａとが相互に重ねられた構造すなわちオーバラップ構造となるので、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６が等圧で上腕１０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および下流側膨張袋２６も、所謂マチ構造の側縁部を中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂに備えている。すなわち、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂには、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る折込溝２２ｆおよび２６ｆがそれぞれ形成されている。それら折込溝２２ｆおよび２６ｆを構成するシートは、幅方向に飛び出ないように、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６内に配置された貫通穴を備える接続シート３８、４０を介してその反対側部分すなわち中間膨張袋２４側の部分に接続されている。これにより、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の端部２２ｂおよび２６ｂにおいても前記上腕１０の動脈１６に対する圧迫圧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、および下流側膨張袋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および２４ｂと上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の隣接側端部２２ａおよび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および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび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および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４側の端部２２ａおよび２６ａと、それが差し入れられている一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆの内壁面すなわち相対向する溝側面との間には、圧迫帯１２の長手方向の曲げ剛性よりもその圧迫帯１２の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状の遮蔽部材４２がそれぞれ介在させられている。この遮蔽部材４２は、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６、或いは中間膨張袋２４と同様の長さ寸法を備えている。本実施例では、図３、図４に示すように、上流側膨張袋２２の端部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、および、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２４ｆとの間の隙間のうちの外周側の隙間に、長手状の遮蔽部材４２がそれぞれ介在させられているが、内周側隙間にも介在させられてもよい。内周側隙間に比較して外周側隙間の方が遮蔽効果が大きいので、少なくとも外周側隙間に設けられればよい。

上記遮蔽部材４２は、上腕１０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１０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。上記遮蔽部材４２は、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４側の端部２２ａおよび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、自動血圧測定装置１４においては、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、および排気制御弁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、および下流側膨張袋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。上記第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を直列に備えている。また、上記主配管５６は、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、および排気制御弁５４と、上記各分岐管との間を直接開閉するための第２開閉弁Ｅ２を直列に備えている。また、上記第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を直列に備えている。そして、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が第１分岐管５８に接続され、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が第２分岐管６２に接続され、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が第３分岐管６４に接続されている。

上記第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２、および第３圧力センサＴ３から電子制御装置７０には、上流側膨張袋２２内の圧力値すなわち上流側膨張袋２２の圧迫圧力値ＰＣ１を示す出力信号、中間膨張袋２４内の圧力値すなわち中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示す出力信号、および下流側膨張袋２６内の圧力値すなわち下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣ３を示す出力信号がそれぞれ供給される。電子制御装置７０は、ＣＰＵ７２、ＲＡＭ７４、ＲＯＭ７６、および図示しない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、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、および第３開閉弁Ｅ３をそれぞれ制御することにより、血圧測定起動判定制御や自動血圧測定制御を実行する。それら制御実行時において、電子制御装置７０は、膨張袋２２、２４、および２６にそれぞれ圧迫された上腕１０の動脈１６の容積変化に応答してそれぞれ発生する膨張袋２２、２４、および２６内の圧力振動である脈波を示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３をそれぞれ採取する。また、電子制御装置７０は、それら脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３に基づいて、血圧測定の起動判定を行い、最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰの決定を行い、表示装置７８にその結果を表示させる。この電子制御装置７０には、上記第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２、および第３圧力センサＴ３からの出力信号に加え、血圧測定スタートセンサ８０および血圧モニタースタートセンサ８２からの出力信号が供給される。上記血圧測定スタートセンサ８０は、血圧測定開始の合図となる信号を出力するものであり、例えば図示しない血圧測定起動操作装置が操作されることで上記信号を出力するようになっている。また、上記血圧モニタースタートセンサ８２は、生体の血圧監視開始の合図となる信号を出力するものであり、例えば図示しない血圧監視起動操作装置が操作されることで上記信号を出力するようになっている。

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、血圧測定起動判定手段８４は、血圧監視開始の合図となる信号が血圧モニタースタートセンサ８２から供給された場合に、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、および第３開閉弁Ｅ３をそれぞれ制御することにより、膨張袋２２、２４、および２６による上腕１０の動脈１６への圧迫圧力値ＰＣ１、ＰＣ２、およびＰＣ３を生体の最低血圧値ＤＢＰよりも充分に小さい値に予め設定された第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１（たとえば３０〜５０ｍｍＨｇの範囲内）まで同時に昇圧する。例えば、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が上記第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１以上となるまで各膨張袋を昇圧する。この圧迫帯１２の第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１への昇圧は、血圧監視モードの成立時であって自動血圧測定の実施以外の期間において、予め設定された血圧監視周期ｔｓ（例えば３０秒〜５分の範囲内）毎に予め設定された低圧力値保持時間ｔｃ１（例えば５〜１０秒）だけ行われる。上記第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１は、本発明における所定の低圧力値に相当する。そして、血圧測定起動判定手段８４は、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が上記第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１以上となってから低圧力値保持時間ｔｃ１が経過したときに、急速排気弁５２を用いて膨張袋２２、２４、および２６内の圧力をそれぞれ大気圧まで排圧する。

また、血圧測定起動判定手段８４は、圧迫帯１２の膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣが第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１とされた状態において、第１圧力センサＴ１および第３圧力センサＴ３からの出力信号に基づいて膨張袋２２および２６内の圧力変動である脈波を示す脈波信号ＳＭ１およびＳＭ３を逐次採取する。具体的には、第１圧力センサＴ１および第３圧力センサＴ３からの出力信号に対してローパスフィルタ処理または数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するバンドパスフィルタ処理をそれぞれ為すことにより脈波信号ＳＭ１およびＳＭ３を抽出する。これら脈波信号ＳＭ１およびＳＭ３は例えばＲＡＭ７４等の所定の記憶領域に記憶される。

また、血圧測定起動判定手段８４は、上記記憶された脈波信号ＳＭ１およびＳＭ３に基づいてそれら脈波間の位相差を算出する。具体的には、例えば図６に示されるような時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点ａ３と上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点ａ１との時間差ｔ３１（＝ｔａ３―ｔａ１）を一拍毎に算出する。そして、Ｘ拍ある脈波から一拍毎に算出された複数の時間差ｔ３１(１)〜ｔ３１(Ｘ)の平均値である平均時間差ｔ３１_averageを、上記位相差として決定する。平均時間差ｔ３１_averageは、本発明における、複数の膨張袋のうちの少なくとも２つからそれぞれ抽出される脈波間の位相差に相当する。なお、上記立ち上がり点ａ１は、脈波信号ＳＭ１の立ち上がり部分の変曲点ｂ１における接線Ｌｔ１と、脈波信号ＳＭ１の立ち上がり始点ｃ１を通る時間軸に平行な横線Ｌｗ１との交点である。また、上記立ち上がり点ａ３は、脈波信号ＳＭ３の立ち上がり部分の変曲点ｂ３における接線Ｌｔ３と、脈波信号ＳＭ３の立ち上がり始点ｃ３を通る時間軸に平行な横線Ｌｗ３との交点である。

また、血圧測定起動判定手段８４は、上記決定された平均時間差ｔ３１_averageの変化率Ｒ_t31が予め設定された判定値Ｚ（例えば１０〜２０％）以上となって生体の血圧値ＢＰが急低下または急上昇したことが予測された場合に、生体の血圧測定を開始するように後述の自動血圧測定手段８６へ指令を送る。ここで、今回の血圧監視モードの成立以後において血圧測定が未だ実行されていない場合には、変化率Ｒ_t31は、今回の血圧監視モードの成立直後に算出された第１基準平均時間差ｔ３１_average(1)に対する変化率であり、第１基準平均時間差ｔ３１_average(1)と直前の平均時間差ｔ３１_averageとの差の絶対値を、第１基準平均時間差ｔ３１_average(1)で除する次式（１）で算出される。また、今回の血圧監視モードの成立以後において血圧測定が１回以上実行されている場合には、変化率Ｒ_t31は、前回の血圧測定直後に算出された第２基準平均時間差ｔ３１_average(2)に対する変化率であり、第２基準平均時間差ｔ３１_average(2)と直前の平均時間差ｔ３１_averageとの差の絶対値を、第２基準平均時間差ｔ３１_average(2)で除する次式（２）で算出される。
Ｒ_t31＝｜t31_average(1)−t31_average｜／t31_average(1)・・・（１）
Ｒ_t31＝｜t31_average(2)−t31_average｜／t31_average(2)・・・（２）

ここで、脈波伝播速度ＰＷＶは、時間差ｔ３１すなわち上流側膨張袋２２と下流側膨張袋２６との間の脈波伝播時間を、上記膨張袋間の距離で除して算出される。その脈波伝播速度ＰＷＶと血圧値ＢＰ（たとえば最高血圧値ＳＢＰや平均血圧値ＭＢＰ）との間には、血圧値ＢＰが高いほど脈波伝播速度ＰＷＶが速いという関係がある。そのため、平均時間差ｔ３１_averageの変化値である変化率Ｒ_t31と血圧値ＢＰの変化値との間には、血圧値ＢＰの変化値が大きいほど変化率Ｒ_t31が大きくなるという関係がある。したがって、平均時間差ｔ３１_averageの変化率Ｒ_t31が予め設定された判定値Ｚよりも大きいことをもって、血圧値ＢＰの変化値が所定値よりも大きいことを把握することができる。

自動血圧測定手段８６は、血圧測定開始の合図となる信号が血圧測定起動判定手段８４から供給された場合に、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、および第３開閉弁Ｅ３をそれぞれ制御することにより、膨張袋２２、２４、および２６による上腕１０の動脈１６への圧迫圧力値ＰＣをその動脈１６における最高血圧値ＳＢＰよりも充分に高い値に予め設定された第２昇圧目標圧力値ＰＣＭ２（たとえば１８０ｍｍＨｇ）まで同時に急速に昇圧する。例えば、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が上記第２昇圧目標圧力値ＰＣＭ２以上となるまで各膨張袋を昇圧する。続いて、上記昇圧させた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣを例えば２〜３ｍｍＨｇ／ｓｅｃに予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に徐速降圧させる。そして、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が、上記動脈１６における最低血圧値ＤＢＰよりも充分に低い値に予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥ（たとえば３０ｍｍＨｇ）よりも小さくなったときに、急速排気弁５２を用いて膨張袋２２、２４、および２６内の圧力をそれぞれ大気圧まで排圧する。

また、自動血圧測定手段８６は、膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣ１、ＰＣ２、およびＰＣ３がそれぞれ徐速降圧させられる過程において、第２圧力センサＴ２からの出力信号に対してローパスフィルタ処理を為すことによりＡＣ成分が除去された中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧力信号ＰＫ２を弁別するとともに、上記第２圧力センサＴ２からの出力信号に対してローパスフィルタ処理または数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するバンドパスフィルタ処理を為すことにより中間膨張袋２４からの脈波を示す脈波信号ＳＭ２を弁別する。そして、オシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムを実行し、順次発生する脈波信号ＳＭ２の振幅あるいはその変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰ（ｍｍＨｇ）および最低血圧値ＤＢＰ（ｍｍＨｇ）を決定する。上記オシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムは、たとえば脈波信号ＳＭ２の振幅値を結ぶ包絡線（エンベロープ）が急激に上昇したときすなわちエンベロープの微分波形の極大ピーク点に対応する中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を、最高血圧値ＳＢＰとして決定し、そのエンベロープが急激に減少したときすなわちエンベロープの微分波形の極小ピーク点に対応する中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を、最低血圧値ＤＢＰとして決定する。

図７、図８、および図９は、上記電子制御装置７０の制御作動の要部を説明するフローチャートおよびタイムチャートである。なお、図７のステップＳ１７以外のステップは前記血圧測定起動判定手段８４に対応し、また図７のステップＳ１７と図８の全てのステップは前記自動血圧測定手段８６に対応している。自動血圧測定装置１４を起動するための図示しない電源スイッチが投入されると、図９の時間ｔ０に示す初期状態とされ、図７に示すフローチャートが繰り返し実行される。上記初期状態では、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３、および急速排気弁５２は常開弁であるため開状態（非作動状態）とされ、排気制御弁５４は常閉弁であるため閉状態（非作動状態）とされ、また、空気ポンプ５０は非作動状態とされている。

図７のフローチャートが実行されると、先ず、ステップ（以下、「ステップ」を省略する）Ｓ１において、前記血圧測定起動操作装置が操作されることで血圧測出力定開始の合図となる信号が出力されたか否かが判定される。上記Ｓ１の判定が肯定されると、前記自動血圧測定手段８６に対応する後述のＳ１６が実行される。

上記Ｓ１の判定が否定されると、Ｓ２において、前記血圧監視起動操作装置が操作されることで生体の血圧監視開始の合図となる信号が出力されているか否かが判定される。

上記Ｓ２の判定が否定されると、Ｓ３において、血圧監視中において自動血圧測定が１回以上実行された場合に値が１とされる血圧測定実施判定フラグＦの値が０とされた後、Ｓ１以下が繰り返し実行される。しかし、上記Ｓ２の判定が肯定されると血圧監視が開始させられる。図９のｔ１時点はこの状態を示す。

上記のようにＳ２の判定が肯定されると、Ｓ４において、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、および第３開閉弁Ｅ３がそれぞれ制御されることにより、膨張袋２２、２４、および２６による上腕１０の動脈１６への圧迫圧力値ＰＣ１、ＰＣ２、およびＰＣ３が昇圧させられる。

次いで、Ｓ５において、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が生体の最低血圧値ＤＢＰよりも充分に小さい値に予め設定された第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１以上であるか否かが判定される。図９のｔ２時点より前では、上記Ｓ５の判定が否定されて図７のＳ４以下が繰り返し実行される。しかし、図９のｔ２時点では、上記Ｓ５の判定が肯定される。

上記のようにＳ５の判定が肯定されると、Ｓ６において脈波信号の採取が開始される。そして、Ｓ７においては、圧迫帯１２の膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣが第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１とされた状態において、第１圧力センサＴ１および第３圧力センサＴ３からの出力信号に基づいて膨張袋２２および２６内の圧力変動である脈波を示す脈波信号ＳＭ１およびＳＭ３が逐次採取される。具体的には、第１圧力センサＴ１および第３圧力センサＴ３からの出力信号に対してローパスフィルタ処理または数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するバンドパスフィルタ処理がそれぞれ為されることにより脈波信号ＳＭ１およびＳＭ３が抽出される。これら脈波信号ＳＭ１およびＳＭ３は例えばＲＡＭ７４等の所定の記憶領域に記憶される。

次いで、Ｓ８においては、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が上記第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１以上となってから予め設定された低圧力値保持時間ｔｃ１が経過したか否かが判定される。すなわち、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が上記第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１以上となってからの時間ｔｔが低圧力値保持時間ｔｃ１以上か否かが判定される。図９のｔ３時点より前では、上記Ｓ８の判定が否定されて図７のＳ７以下が繰り返し実行される。しかし、図９のｔ３時点では、上記Ｓ８の判定が肯定される。

上記のようにＳ８の判定が肯定されると、Ｓ９において、急速排気弁５２が用いられて膨張袋２２、２４、および２６内の圧力がそれぞれ大気圧まで排圧される。

次いで、Ｓ１０においては、例えば図６に示されるような時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される前記記憶された脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点ａ１の時間ｔａ１が決定される。この時間ｔａ１は、たとえば圧迫帯１２の第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１への昇圧開始からの時間であり、前記低圧力値保持時間ｔｃ１の間に採取された脈波信号ＳＭ１の拍数分が求められる。例えばＸ拍ある脈波振動ＳＭ１から一拍毎に立ち上がり点の時間ｔａ１(１)〜ｔａ１(Ｘ)が求められる。

次いで、Ｓ１１においては、例えば図６に示されるような時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される前記記憶された脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点ａ３の時間ｔａ３が決定される。この時間ｔａ３は、たとえば圧迫帯１２の第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１への昇圧開始からの時間であり、前記低圧力値保持時間ｔｃ１の間に採取された脈波信号ＳＭ３の拍数分が求められる。例えばＸ拍ある脈波振動ＳＭ３から一拍毎に立ち上がり点の時間ｔａ３(１)〜ｔａ３(Ｘ)が求められる。

次いで、Ｓ１２においては、Ｓ１０で決定された時間ｔａ１(１)〜ｔａ１(Ｘ)およびＳ１１で決定された時間ｔａ３(１)〜ｔａ３(Ｘ)に基づいて、脈波振動ＳＭ３の各立ち上がり点ａ３とそれに対応する脈波信号ＳＭ１の各立ち上がり点ａ１との時間差ｔ３１(１)（＝ｔａ３(１)―ｔａ１(１)）〜ｔ３１(Ｘ)（＝ｔａ３(Ｘ)―ｔａ１(Ｘ)）がそれぞれ算出される。続いて、複数の時間差ｔ３１(１)〜ｔ３１(Ｘ)の平均値である平均時間差ｔ３１_averageが、脈波振動ＳＭ３と脈波振動ＳＭ１との位相差として算出される。この平均時間差ｔ３１_averageは、上流側膨張袋２２から下流側膨張袋２４への脈波伝播時間の平均値である。続いて、平均時間差ｔ３１_averageの変化率Ｒ_t31が算出される。上記変化率Ｒ_t31は、今回の血圧監視の開始後において血圧測定が未だ実行されていない場合すなわち血圧測定実施判定フラグＦが０である場合には、今回の血圧監視の開始直後に算出された第１基準平均時間差ｔ３１_average(1)に対する変化率であり、第１基準平均時間差ｔ３１_average(1)と直前の平均時間差ｔ３１_averageとの差の絶対値を、第１基準平均時間差ｔ３１_average(1)で除して算出される。また、今回の血圧監視の開始後において血圧測定が１回以上実行されている場合すなわち血圧測定実施判定フラグＦが１である場合には、前回の血圧測定直後に算出された第２基準平均時間差ｔ３１_average(2)に対する変化率であり、第２基準平均時間差ｔ３１_average(2)と直前の平均時間差ｔ３１_averageとの差の絶対値を、第２基準平均時間差ｔ３１_average(2)で除して算出される。

次いで、Ｓ１３においては、Ｓ１２で算出された変化率Ｒ_t31が予め設定された判定値Ｚ（例えば１０％）以上か否かが判定される。

上記Ｓ１３の判定が否定されると、Ｓ１４において、圧迫帯１２の第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１への昇圧開始から予め設定された血圧監視周期ｔｓが経過したか否かが判定される。すなわち、圧迫帯１２の第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１への昇圧開始からの時間ｔが血圧監視周期ｔｓ以上か否かが判定される。図９のたとえばｔ１時点とｔ４時点との間、およびｔ４時点とｔ７時点との間では上記Ｓ１４の判定が否定される。そして、Ｓ１４の判定が否定されると、Ｓ１５で１秒経過するまで待機させられて再びＳ１４以下が実施される。しかし、図９の例えばｔ４時点やｔ７時点では上記Ｓ１４の判定が肯定される。そして、Ｓ１４の判定が肯定されると、Ｓ１６で時間ｔがリセットされ即ち零とされて再びＳ１以下が実施される。

前記のようにＳ１の判定が肯定されるか、或いはＳ１３の判定が肯定されると、Ｓ１７の第１自動血圧測定ルーチンが実行される。この第１自動血圧測定ルーチンは後述する図８に示す。上記第１自動血圧測定ルーチンの実行後には、Ｓ１８において血圧測定実施判定フラグＦが１とされて、本ルーチンが終了させられる。

図８のフローチャートが実行されると、先ず、Ｓ２０において、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、および第３開閉弁Ｅ３がそれぞれ制御されることにより、膨張袋２２、２４、および２６による上腕１０の動脈１６への圧迫圧力値ＰＣが同時に急速に昇圧させられる。

次いで、Ｓ２１においては、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が生体の最高血圧値ＳＢＰよりも充分に高い値に予め設定された第２昇圧目標圧力値ＰＣＭ２以上であるか否かが判定される。図９のｔ９時点とｔ１０時点との間では、上記Ｓ２１の判定が否定されて図８のＳ２０以下が繰り返し実行される。しかし、図９のｔ１０時点では、上記Ｓ２１の判定が肯定される。

上記のようにＳ２１の判定が肯定されると、昇圧させた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣを例えば２〜３ｍｍＨｇ／ｓｅｃに予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に徐速降圧させる。

次いで、Ｓ２３においては、膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣ１、ＰＣ２、およびＰＣ３がそれぞれ徐速降圧させられる過程において、第２圧力センサＴ２からの出力信号に基づいて中間膨張袋２４内の圧力変動である脈波を示す脈波信号ＳＭ２と中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧信号ＰＫ２とがそれぞれ逐次採取される。具体的には、第２圧力センサＴ２からの出力信号に対してローパスフィルタ処理または数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するバンドパスフィルタ処理が為されることにより脈波信号ＳＭ２が抽出される。また、第２圧力センサＴ２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ＡＣ成分が除去された中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧力信号ＰＫ２が抽出される。これら脈波信号ＳＭ２およびカフ圧力信号ＰＫ２は例えばＲＡＭ７４等の所定の記憶領域に記憶される。

次いで、Ｓ２４においては、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が測定終了圧力値ＰＣＥよりも小さいか否かが判定される。測定終了圧力値ＰＣＥは、動脈１６における最低血圧値ＤＢＰよりも充分に低い値に予め設定される。図９のｔ１１時点より前では、上記Ｓ２４の判定が否定されて図８のＳ２２以下が繰り返し実行される。しかし、図９のｔ１１時点では上記Ｓ２４の判定が肯定される。

上記のようにＳ２４の判定が肯定されると、Ｓ２５において、急速排気弁５２が用いられて膨張袋２２、２４、および２６内の圧力がそれぞれ大気圧まで排圧される。

次いで、Ｓ２６においては、オシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムが実行され、順次発生する脈波信号ＳＭ２の振幅あるいはその変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰ（ｍｍＨｇ）および最低血圧値ＤＢＰ（ｍｍＨｇ）が決定される。上記オシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムでは、たとえば脈波信号ＳＭ２の振幅値を結ぶ包絡線（エンベロープ）が作成される。そして、そのエンベロープが急激に上昇したときすなわちエンベロープの微分波形の極大ピーク点に対応する中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が、最高血圧値ＳＢＰとして決定され、そのエンベロープが急激に減少したときすなわちエンベロープの微分波形の極小ピーク点に対応する中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が、最低血圧値ＤＢＰとして決定される。

そして、Ｓ２７において、表示装置７８に生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰが表示されて、本ルーチンが終了させられる。

本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、圧迫帯１２は、幅方向に連ねられて生体の被圧迫部位である上腕１０を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋２２、２４、および２６を有するものであり、その圧迫帯１２の圧迫圧力値ＰＣが第１昇圧目標圧力値（所定の低圧力値）ＰＣＭ１とされた状態において複数の膨張袋２２、２４、および２６のうちの少なくとも２つの膨張袋からそれぞれ抽出される脈波信号ＳＭ３とＳＭ１との間の時間差ｔ３１を一拍毎に逐次算出し、それらの平均値である平均時間差（位相差）ｔ３１_averageを算出し、その平均時間差ｔ３１_average の変化率（変化値）Ｒ_ｔ３１が予め設定された判定値Ｚ以上となった場合に生体の血圧測定を開始する。そのため、上記平均時間差ｔ３１_average の変化率（変化値）Ｒ_ｔ３１が判定値Ｚ以下であって生体の血圧値ＢＰの変化が小さく安定状態にあるときは血圧測定が行われないので、圧迫帯１２を用いた血圧測定の頻度が低減され、生体に与える負担が軽減される。また、上記生体の血圧値ＢＰの変化が小さく安定状態にあることが圧迫帯１２だけで検出可能であり、例えば脈波センサなどの他のセンサ類を所定位置に精度良く装着する必要がない。そのため、生体の血圧監視時に生体に与える負担を軽減するとともに取り扱いが容易な自動血圧測定装置１４が得られる。

因みに、従来の自動血圧測定装置で血圧監視を行うためには、良く知られたシングルカフの他に、生体の心拍に同期して発生する脈波を検出する一対の脈波センサを設け、それら一対の脈波センサを生体の相互に異なる部位にそれぞれ装着する必要があった。これにより、自動血圧測定装置の製造コストが増すとともに、取り扱いが容易でないという問題があった。そして、上記一対の脈波センサに相当するものとして心電図装置および光電脈波センサが用いられる場合には、心臓と大動脈弁とが開く間の変化の影響で血圧変化予測が不正確な場合があるという問題があった。

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、第１昇圧目標圧力値（所定の低圧力値）ＰＣＭ１は、生体の最低血圧値ＤＢＰよりも小さい値に設定されることから、平均時間差（位相差）ｔ３１_averageの算出を目的とした脈波採取時における圧迫帯１２の圧迫圧力値ＰＣが十分に小さくされるので、生体に与える負担を大幅に軽減することができる。

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、圧迫帯１２の圧迫圧力値ＰＣは、予め設定された血圧監視周期ｔｓ毎に前記第１昇圧目標圧力値（所定の低圧力値）ＰＣＭ１とされることから、平均時間差（位相差）ｔ３１_averageの算出を目的とした脈波採取のための圧迫帯１２による上腕１０の圧迫が所定の周期毎に行われるので、例えば常時圧迫が行われるような場合と比べて生体に与える負担が軽減される。

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、平均時間差ｔ３１_average の変化率（変化値）Ｒ_ｔ３１は、血圧監視開始以後において血圧測定が未だ実行されていない場合には、血圧監視開始直後に算出された第１基準平均時間差ｔ３１_average(1)に対する変化率であり、血圧監視開始以後において血圧測定が１回以上実行されている場合には、前回の血圧測定直後に算出された第２基準平均時間差ｔ３１_average(2)に対する変化率である。そのため、生体の血圧値ＢＰに応じて変化する脈波信号ＳＭ３とＳＭ１との間の平均時間差ｔ３１_average の変化率Ｒ_ｔ３１を算出することにより、血圧監視開始直後あるいは前回の血圧測定直後と比べて血圧値ＢＰが変化したか否かを把握することができる。

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、圧迫帯１２は、上腕１０の長手方向に所定間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６と、その上腕１０の長手方向において連なるようにそれら一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の間に配置され、それら一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６とは独立した気室を有する中間膨張袋２４とを有するものであることから、圧力変動に関して互いに独立状態とされた上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６から上腕１０内の動脈１６に圧迫圧力が均等な圧力分布で加えられることで正確な脈波信号ＳＭ２が得られるので、その脈波信号ＳＭ２に基づいて精度の高い最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰが得られる。

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、圧迫帯１２の圧迫圧力値ＰＣが第１昇圧目標圧力値（所定の低圧力値）ＰＣＭ１とされた状態において、下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３と上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１との時間差ｔ３１を一拍毎に逐次算出し、それらの平均値である平均時間差（位相差）ｔ３１_averageを算出し、その平均時間差ｔ３１_average の変化率（変化値）Ｒ_ｔ３１が予め設定された判定値Ｚ以上となった場合に生体の血圧測定を開始することから、中間膨張袋２４を隔てて配置されることで圧力変動に関して互いに独立状態とされた上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６から得られる正確な脈波に基づいて、それら脈波間の平均時間差ｔ３１_average の変化率（変化値）Ｒ_ｔ３１を算出することにより、生体の血圧値ＢＰの変化が小さく安定状態にあるか否かを正確に把握することができる。

次に、本発明の他の実施例について説明する。なお、以下の実施例の説明において、実施例相互に重複する部分については、同一の符号を付してその説明を省略する。

図１０は、本発明の他の実施例の自動血圧測定装置１００が有する電子制御装置１０２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１０において、自動血圧測定手段１０４は、血圧測定開始の合図となる信号が血圧測定スタートセンサ８０または血圧測定起動判定手段８２から供給された場合に、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、および第３開閉弁Ｅ３をそれぞれ制御することにより、膨張袋２２、２４、および２６による上腕１０の動脈１６への圧迫圧力値ＰＣをその動脈１６における最高血圧値ＳＢＰよりも充分に高い値に予め設定された第２昇圧目標圧力値ＰＣＭ２（たとえば１８０ｍｍＨｇ）まで同時に急速に昇圧する。例えば、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が上記第２昇圧目標圧力値ＰＣＭ２以上となるまで各膨張袋を昇圧する。続いて、上記昇圧させた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣを例えば２〜３ｍｍＨｇ／ｓｅｃに予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に徐速降圧させる。このとき、所定量（たとえば１〜１０ｍｍＨｇの範囲内）の除速降圧毎に膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣをそれぞれ所定時間保持する。そして、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が、生体の最低血圧値ＤＢＰよりも充分に低い値に予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥ（たとえば３０ｍｍＨｇ）よりも小さくなったときに、急速排気弁５２を用いて膨張袋２２、２４、および２６内の圧力をそれぞれ大気圧まで排圧する。

また、自動血圧測定手段１０４は、上記のように膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣ１〜ＰＣ３がそれぞれ徐速降圧させられる過程において、第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２、および第３圧力センサＴ３からの出力信号に基づいて上記膨張袋２２、２４、および２６内の圧力変動である脈波を示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３を逐次採取する。図１１〜図１８は、上記過程において発生する脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３をそれぞれ例示する図である。これら図１１〜図１８に示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３は、圧迫帯１２の圧迫圧力値ＰＣが１５１ｍｍＨｇ、１３５ｍｍＨｇ、１２７ｍｍＨｇ、１１０ｍｍＨｇ、８６ｍｍＨｇ、７２ｍｍＨｇ、５８ｍｍＨｇ、および３６ｍｍＨｇであるときに、第１圧力センサＴ１からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた上流側膨張袋２２からの脈波を示す脈波信号ＳＭ１（破線）、第２圧力センサＴ２からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた中間膨張袋２４からの脈波を示す脈波信号ＳＭ２（実線）、および第３圧力センサＴ３からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた下流側膨張袋２６からの脈波を示す脈波信号ＳＭ３（１点鎖線）である。続いて、上記得られた脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３の振幅値Ａ１、Ａ２、およびＡ３を一拍毎にそれぞれ決定し、それら振幅値Ａ１〜Ａ３を、それら振幅値Ａ１〜Ａ３が決定された脈波信号ＳＭ１〜ＳＭ３に対応する中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧信号ＰＫ２とともに例えばＲＡＭ７４等の所定の記憶領域に記憶する。

また、自動血圧測定手段１０４は、複数の膨張袋２２、２４、および２６のうち、少なくとも２つからの脈波信号の振幅比に基づいて生体の最高血圧値ＳＢＰを決定する。このとき、圧迫圧力値ＰＣが高いうちは各膨張袋相互間の振幅の差が大きく異なっているが圧迫圧力値ＰＣが最高血圧値ＳＢＰ付近になると各膨張袋相互間の振幅が類似してくることを利用して、最高血圧値ＳＢＰが決定される。具体的には、例えば、昇圧させた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣをそれら膨張袋２２、２４、および２６により上腕部１０を各々同じ圧力で圧迫する状態でそれぞれ徐速降圧する過程において、中間膨張袋（所定の膨張袋）２４からの脈波信号ＳＭ２の振幅値Ａ２を下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の振幅値Ａ３で除した値である第１の振幅比ｒ２３（＝Ａ２／Ａ３）が第１振幅比判定値Ｃ１よりも小さくなり、且つ上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１の振幅値Ａ１を中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２の振幅値Ａ２で除した値である第２の振幅比ｒ１２（＝Ａ１／Ａ２）が予め設定された第２振幅比判定値Ｃ２よりも小さくなったときにおける中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を、生体の最高血圧値ＳＢＰとして決定する。

ここで、本実施例の圧迫帯１２の上流側膨張袋２２から中間膨張袋２４への振動伝達レベルはたとえば約３０％である。すなわち上流側膨張袋２２で発生した圧力振動の振幅値が１である場合、その圧力振動が中間膨張袋２４に伝達されてその中間膨張袋２４内で発生する圧力振動の振幅値は約０．３である。また、中間膨張袋２４から下流側膨張袋２６への振動伝達レベルはたとえば約３０％である。すなわち、中間膨張袋２４で発生した圧力振動の振幅値が１である場合、その圧力振動が下流側膨張袋２６に伝達されてその下流側膨張袋２６内で発生する圧力振動の振幅値は０．３であるとともに、上流側膨張袋２２で発生した圧力振動の振幅値が１である場合、その圧力振動が中間膨張袋２４を介して下流側膨張袋２６に伝達されてその下流側膨張袋２６内で発生する圧力振動の振幅値は約０．０９である。それらを考慮して、上記第１振幅比判定値Ｃ１は例えば３．３３よりも所定値だけ小さい値に設定される。第２振幅比判定値Ｃ２は例えば３．３３よりも所定値だけ小さい値に設定される。

また、自動血圧測定手段１０４は、複数の膨張袋２２、２４、および２６のうちの少なくとも２つからの脈波信号間の位相差と、圧迫帯１２による圧迫下の動脈１６における脈波伝播速度ＰＷＶ[m/sec]とに基づいて前記生体の最低血圧値ＤＢＰを決定する。具体的には、最低血圧値決定手段９０は、昇圧させられた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣがそれら膨張袋２２、２４、および２６により上腕部１０を各々同じ圧力で圧迫する状態でそれぞれ徐速降圧させられる過程において、例えば図１９に示されるような時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点ａ３と中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点ａ２との第１の時間差ｔ３２と、上記二次元座標内に示される中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点ａ２と上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点ａ１との第２の時間差ｔ２１とをそれぞれ逐次算出する。

本実施例において、上記立ち上がり点ａ１は、脈波信号ＳＭ１の立ち上がり部分の変曲点ｂ１における接線Ｌｔ１と、脈波信号ＳＭ１の立ち上がり始点ｃ１を通る時間軸に平行な横線Ｌｗ１との交点である。また、上記立ち上がり点ａ２は、脈波信号ＳＭ２の立ち上がり部分の変曲点ｂ２における接線Ｌｔ２と、脈波信号ＳＭ２の立ち上がり始点ｃ２を通る時間軸に平行な横線Ｌｗ２との交点である。また、上記立ち上がり点ａ３は、脈波信号ＳＭ３の立ち上がり部分の変曲点ｂ３における接線Ｌｔ３と、脈波信号ＳＭ３の立ち上がり始点ｃ３を通る時間軸に平行な横線Ｌｗ３との交点である。

また、自動血圧測定手段１０４は、昇圧させられた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣがそれら膨張袋２２、２４、および２６により上腕部１０を各々同じ圧力で圧迫する状態でそれぞれ徐速降圧させられる過程において、圧迫帯１２による圧迫下の動脈１６における脈波伝播速度ＰＷＶを逐次算出し、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２に対する脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶを逐次算出する。脈波伝播速度ＰＷＶは、上記算出された第１の時間差ｔ３２を中間膨張袋２４と下流側膨張袋２６との間の幅方向の距離Ｌ３２で除して算出される。また、脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶは、例えば、図２０に示されるような圧迫圧力値軸と脈波伝播速度軸との二次元座標内に示される脈波伝播速度ＰＷＶと圧迫圧力値ＰＣ２との関係を示す曲線の接線の傾きで表わされる。

そして、自動血圧測定手段１０４は、昇圧させられた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣがそれら膨張袋２２、２４、および２６により上腕部１０を各々同じ圧力で圧迫する状態でそれぞれ徐速降圧させられる過程において、第１の時間差ｔ３２が予め設定された時間差判定値ｔｃを通過する即ち時間差判定値ｔｃよりも小さく、第２の時間差ｔ２１が上記時間差判定値ｔｃを通過する即ち時間差判定値ｔｃよりも小さく、且つ脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶが、図２０に示すように圧迫圧力値ＰＣ２が下限値たとえば零から増加するに伴って変化率Ｒ_ＰＷＶが連続的に増加する領域ｂにおいて、予め設定された変化率判定値Ｒｃを通過する即ち変化率判定値Ｒｃよりも小さくなるときの圧迫圧力値ＰＣ２を、前記生体の最低血圧値ＤＢＰとして決定する。

図２０は、圧迫帯１２による圧迫下の動脈１６における脈波伝播速度ＰＷＶ[m/sec]と圧迫圧力値ＰＣ２[mmHg]との関係を示す図である。図２０に示すように、脈波伝播速度ＰＷＶは、圧迫圧力値ＰＣ２が零から増加するに伴って、零から最低血圧値ＤＢＰ付近までは連続的に緩やかに減少し、最低血圧値ＤＢＰを超えた付近で連続的に急激に減少した後、最高血圧値ＳＢＰに向けて連続的に緩やかに減少する。すなわち脈波伝播速度ＰＷＶは圧迫圧力値ＰＣ２が大きくなるほど遅くなる。また、図中に矢印ｂで示す領域においては、圧迫圧力値ＰＣ２が零から増加するに伴って脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶ（曲線の傾き）が連続的に増加する。圧迫圧力値ＰＣ２が最低血圧値ＤＢＰに一致するときの脈波伝播速度ＰＷＶ１は被測定者によって様々であるが、圧迫圧力値ＰＣ２が最低血圧値ＤＢＰに一致するときの脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶは被測定者に拘わらず同様な値となる。脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶは、予め実験的に求められた図１５に示すような関係から決定される。

図１６は、下流側膨張袋２６および中間膨張袋２４からの脈波信号間の時間差すなわち第１の時間差ｔ３２と、圧迫圧力値ＰＣ２との関係を示す図である。図１６に示すように、下流側膨張袋２６と中間膨張袋２４との間の脈波伝播時間に相当する第１の時間差ｔ３２は、圧迫圧力値ＰＣ２が最低血圧値ＤＢＰとなるときに時間差判定値ｔｃとなる。時間差判定値ｔｃは、予め実験的に求められた図１６に示すような関係から決定される。

図７においてＳ１７に代えて図２２のＳ３０が実行されるフローチャート、図２３および図２４のフローチャート、および図２５のタイムチャートは、電子制御装置１０２の制御作動の要部を説明するものである。なお、図２２のＳ３０、および図２３および図２４の全てのステップは、前記自動血圧測定手段１０４に対応している。図示しない電源スイッチが投入されると、図２５の時間ｔ０に示す初期状態とされる。この状態では、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３、および急速排気弁５２は常開弁であるため開状態（非作動状態）とされ、排気制御弁５４は常閉弁であるため閉状態（非作動状態）とされ、また、空気ポンプ５０は非作動状態とされている。電子制御装置１０２における図２５のｔ０時点〜ｔ９時点間の制御作動は、実施例１の電子制御装置７０における図９のｔ０時点〜ｔ９時点間の制御作動と同じであるため、説明を省略する。

図７のＳ１の判定が肯定されるか或いはＳ１３の判定が肯定されると、図２２のＳ３０の第２自動血圧測定ルーチンが実行される。この第２自動血圧測定ルーチンの内容は図２３および図２４に示す。図２３のフローチャートが実行されると、先ず、Ｓ４０においては、圧迫帯１２が昇圧させられる。具体的には、図２５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内およびそれに連通された膨張袋２２、２４、および２６内の圧力が急速に高められる。そして、圧迫帯１２による上腕１０の圧迫が開始される。

次いで、Ｓ４１においては、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭ（たとえば１８０ｍｍＨｇ）以上であるか否かが判定される。図２５の時間ｔ１０より前の時点では、上記Ｓ４１の判定が否定されて図２３のＳ４０以下が繰り返し実行される。しかし、図２５の時間ｔ１０時点では上記Ｓ４１の判定が肯定される。

上記のようにＳ４１の判定が肯定されると、Ｓ４２において、空気ポンプ５０の作動が停止される。そして、昇圧させた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣ１、ＰＣ２、およびＰＣ３が例えば２〜３ｍｍＨｇ／ｓｅｃに予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に降圧するように排気制御弁５４が作動させられ、徐速排気が開始される。このとき、膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣの降圧量がたとえば１〜１０ｍｍＨｇの範囲内の所定量となるように排気制御弁５４が制御され、その所定量の除速降圧毎に上記圧迫圧力値ＰＣがそれぞれ所定時間保持されるように第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、および第３開閉弁Ｅ３が作動させられる。上記圧迫圧力値ＰＣを保持する場合には第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、および第３開閉弁Ｅ３がそれぞれ閉状態とされる。図２５のｔ１０時点は上記徐速排気の開始時点であり、また時間ｔ１１〜ｔ１２時点の間は上記圧迫圧力値ＰＣがそれぞれ所定時間保持されている時間である。

次いで、Ｓ４３では、圧迫圧力値ＰＣ１、ＰＣ２、および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、および第３圧力センサＴ３からの出力信号に対して数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理がそれぞれ為されることにより膨張袋２２、２４、および２６からの脈波を示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３が抽出されるとともに、第２圧力センサＴ２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ＡＣ成分が除去された中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧信号ＰＫ２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。図１１〜図１８は、上記抽出されて記憶される脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３をそれぞれ例示する図である。

また、Ｓ４３では、上記脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３が得られる度にそれらの振幅値Ａ１〜Ａ３が一拍毎に決定され、それら振幅値Ａ１〜Ａ３と、それら振幅値Ａ１〜Ａ３が決定された脈波信号ＳＭに対応するカフ圧信号ＰＫ２とに基づいて、例えば図２６に示すような脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線（エンベロープ）が作成されて記憶される。なお、図２６のエンベロープにおいて、各測定点間の値は例えば曲線補完により求められる。

次いで、Ｓ４４では、上記圧迫圧力値ＰＣがそれぞれ所定時間保持される間に、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥ（たとえば３０ｍｍＨｇ）以下であるか否かが判定される。図２５のｔ１９時点より前の時点では、上記Ｓ４４の判定が否定されてＳ４２以下が繰り返し実行される。しかし、図２５のｔ１９時点では上記Ｓ４４の判定が肯定される。

上記のようにＳ４４の判定が肯定されると、Ｓ４５において、膨張袋２２、２４、および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。図２５のｔ１９時点以降はこの状態を示す。

次いで、Ｓ４６においては、最高血圧値決定のために用いられる図２６のエンベロープの圧迫圧範囲が、例えば１００ｍｍＨｇ程度に予め設定された下限値以上に限定される。

次いで、Ｓ４７では、本ルーチンでＳ４７が最初に実行される場合には、図２６のエンベロープが使用されてＳ４６で限定された圧迫圧範囲内で最も大きい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点に対応する上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１の振幅値Ａ１が決定される。また、本ルーチンで実行されるＳ４７が２回目以降である場合には、図２６のエンベロープが使用されて前回のＳ４７での圧迫圧力値ＰＣ２よりも例えば１ｍｍＨｇ小さい所定の圧迫圧力値ＰＣ２に対応する上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１の振幅値Ａ１が決定される。

次いで、Ｓ４８では、本ルーチンでＳ４８が最初に実行される場合には、図２６のエンベロープが使用されてＳ４６で限定された圧迫圧範囲内で最も大きい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点に対応する中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２の振幅値Ａ２が決定される。また、本ルーチンで実行されるＳ４８が２回目以降である場合には、図２６のエンベロープが使用されて前回のＳ４８での圧迫圧力値ＰＣ２よりも例えば１ｍｍＨｇ小さい所定の圧迫圧力値ＰＣ２に対応する中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２の振幅値Ａ２が決定される。

次いで、Ｓ４９では、本ルーチンでＳ４９が最初に実行される場合には、図２６のエンベロープが使用されてＳ４６で限定された圧迫圧範囲内で最も大きい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点に対応する下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の振幅値Ａ３が決定される。また、本ルーチンで実行されるＳ４９が２回目以降である場合には、図２６のエンベロープが使用されて前回のＳ４９での圧迫圧力値ＰＣ２よりも例えば１ｍｍＨｇ小さい所定の圧迫圧力値ＰＣ２に対応する下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の振幅値Ａ３が決定される。

次いで、Ｓ５０では、直前のＳ４７〜Ｓ４９で決定された振幅値Ａ１〜Ａ３に基づいて、中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２の振幅値Ａ２を下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の振幅値Ａ３で除した値である第１の振幅比ｒ２３が算出される。また、上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１の振幅値Ａ１を中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２の振幅値Ａ２で除した値である第２の振幅比ｒ１２が算出される。

次いで、Ｓ５１では、直前のＳ５０で算出された第１の振幅比ｒ２３が予め設定された第１振幅比判定値Ｃ１よりも小さく、且つ直前のＳ１１で算出された第２の振幅比ｒ１２が予め設定された第２振幅比判定値Ｃ２よりも小さいか、否かが判定される。

上記Ｓ５１の判定が否定される場合には、Ｓ４７以下が繰り返し実行される。そして、上記Ｓ５１の判定が肯定される場合には、Ｓ５２において、そのときのＳ４８で振幅値Ａ２の決定に用いられた脈波信号ＳＭ２に対応する中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が、生体の最高血圧値ＳＢＰとして決定される。

次いで、図２４のＳ５３では、最低血圧値決定のために用いられる図２６のエンベロープの圧迫圧範囲が、例えば１００ｍｍＨｇ程度に予め設定された上限値以下に限定される。

次いで、Ｓ５４では、本ルーチンでＳ５４が最初に実行される場合には、図２６のエンベロープのうち、上記Ｓ５３で限定された圧迫圧範囲内で一番大きい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点における上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１に基づいて、その脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点ａ１の時間ｔａ１を決定する。この時間ｔａ１は血圧測定が開始されてからの時間である。また、本ルーチンで実行されるＳ５４が２回目以降である場合には、前回のＳ５４で立ち上がり点ａ１の時間ｔａ１決定に採用された測定点の次に小さい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点における上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１に基づいて、その脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点ａ１の時間ｔａ１を決定する。

次いで、Ｓ５５では、本ルーチンでＳ５５が最初に実行される場合には、図２６のエンベロープのうち、上記Ｓ５３で限定された圧迫圧範囲内で一番大きい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点における中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２に基づいて、その脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点ａ２の時間ｔａ２を決定する。この時間ｔａ２は血圧測定が開始されてからの時間である。また、本ルーチンで実行されるＳ５５が２回目以降である場合には、前回のＳ５５で立ち上がり点ａ２の時間ｔａ２決定に採用された測定点の次に小さい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点における中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２に基づいて、その脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点ａ２の時間ｔａ２を決定する。

次いで、Ｓ５６では、本ルーチンでＳ５６が最初に実行される場合には、図２６のエンベロープのうち、上記Ｓ５３で限定された圧迫圧範囲内で一番大きい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点における下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３に基づいて、その脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点ａ３の時間ｔａ３を決定する。この時間ｔａ３は血圧測定が開始されてからの時間である。また、本ルーチンで実行されるＳ５６が２回目以降である場合には、前回のＳ５６で立ち上がり点ａ３の時間ｔａ３決定に採用された測定点の次に小さい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点における下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３に基づいて、その脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点ａ３の時間ｔａ３を決定する。

次いで、Ｓ５７では、直前のＳ５４〜Ｓ５６で決定された時間ｔａ１〜ｔａ３に基づいて、時間ｔａ２と時間ｔａ１との差から第２の時間差ｔ２１（＝ｔａ２−ｔａ１）が算出され、また、時間ｔａ３と時間ｔａ２との差から第１の時間差ｔ３２（＝ｔａ３−ｔａ２）が算出される。また、上記算出された第１の時間差ｔ３２を中間膨張袋２４と下流側膨張袋２６との幅方向の距離で除して脈波伝播速度ＰＷＶが算出され、続いて、図２０に示されるような圧迫圧力値軸と脈波伝播速度軸との二次元座標内に示される脈波伝播速度ＰＷＶと圧迫圧力値ＰＣ２との関係を示す曲線の接線の傾きから、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２に対する脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶが算出される。

次いで、Ｓ５８では、第１の時間差ｔ３２が予め設定された時間差判定値ｔｃよりも小さく、第２の時間差ｔ２１が上記時間差判定値ｔｃよりも小さく、且つ脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶが、図２０に示すように圧迫圧力値ＰＣ２が下限値たとえば零から増加するに伴って変化率Ｒ_ＰＷＶが連続的に増加する領域ｂにおいて、予め設定された変化率判定値Ｒｃよりも小さいか、否かが判定される。

上記Ｓ５８の判定が否定される場合には、Ｓ５４以下が繰り返し実行される。そして、上記Ｓ５８の判定が肯定される場合には、Ｓ５９において、直前のＳ５５で用いられた脈波信号ＳＭ２に対応する中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２と、上記直前のＳ５５よりも１つ前に実行されたＳ５５で用いられた脈波信号ＳＭ２’に対応する中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２’とに基づいて、直線補完により生体の最低血圧値ＤＢＰが決定される。

そして、Ｓ６０において、表示装置７８に生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰが表示されて、本ルーチンが終了させられる。

本実施例の自動血圧測定装置１００によれば、圧迫帯１２は、幅方向に連ねられて生体の被圧迫部位である上腕１０を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋２２、２４、および２６を有するものであり、その圧迫帯１２の圧迫圧力値ＰＣが第１昇圧目標圧力値（所定の低圧力値）ＰＣＭ１とされた状態において複数の膨張袋２２、２４、および２６のうちの少なくとも２つの膨張袋からそれぞれ抽出される脈波信号ＳＭ３とＳＭ１との間の時間差ｔ３１を一拍毎に逐次算出し、それらの平均値である平均時間差（位相差）ｔ３１_averageを算出し、その平均時間差ｔ３１_average の変化率（変化値）Ｒ_ｔ３１が予め設定された判定値Ｚ以上となった場合に生体の血圧測定を開始する。そのため、上記平均時間差ｔ３１_average の変化率（変化値）Ｒ_ｔ３１が判定値Ｚ以下であって生体の血圧値ＢＰの変化が小さく安定状態にあるときは血圧測定が行われないので、圧迫帯１２を用いた血圧測定の頻度が低減され、生体に与える負担が軽減される。また、上記生体の血圧値ＢＰの変化が小さく安定状態にあることが圧迫帯１２だけで検出可能であり、例えば脈波センサなどの他のセンサ類を新たに設ける必要がない。そのため、実施例１と同様に、生体の血圧監視時に生体に与える負担を軽減するとともに取り扱いが容易で安価な自動血圧測定装置１４が得られる。

また、本実施例の自動血圧測定装置１００によれば、圧迫帯１２は、幅方向に連ねられて生体の被圧迫部位である上腕１０を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋２２、２４、および２６を有するものであり、それら膨張袋２２、２４、および２６のうちの上腕１０内の動脈１６の下流側に位置する下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の振幅値Ａ３と、その下流側膨張袋２６よりも上流側に位置する中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２の振幅値Ａ２との振幅比である第１の振幅比ｒ２３を逐次算出し、その第１の振幅比ｒ２３に基づいて生体の最高血圧値ＳＢＰを決定することから、相互間が圧力変動に関して独立状態とされた複数の膨張袋２２、２４、および２６から上腕１０の動脈１６に圧迫圧力を均等な圧力分布で加えることで正確な脈波信号ＳＭが得られるので、それら脈波信号ＳＭ間の振幅比に基づいて精度の高い最高血圧値ＳＢＰが得られる。

本実施例の自動血圧測定装置１００によれば、膨張袋２２、２４、および２６のうちの上腕１０内の動脈１６の下流側に位置する下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３と、その下流側膨張袋２６よりも上流側に位置する中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２との位相差とを逐次算出し、その位相差に基づいて生体の最低血圧値ＤＢＰを決定することから、相互間が圧力変動に関して独立状態とされた複数の膨張袋２２、２４、および２６から上腕１０の動脈１６に圧迫圧力を均等な圧力分布で加えることで正確な脈波信号ＳＭがそれぞれ得られるので、それら脈波信号ＳＭ間の位相差に基づいて精度の高い最低血圧値ＤＢＰが得られる。

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、実施例１および２では、脈波間の位相差として平均時間差ｔ３１_average の変化率（変化値）Ｒ_ｔ３１が算出されて用いられていたが、これに限らず、平均時間差ｔ３１_averageの変化量が脈波間の位相差として算出されて用いられてもよい。

また、実施例１および２では、予め設定された低圧力値保持時間ｔｃ１に採取された脈波信号ＳＭ１とＳＭ３との間の位相差として平均時間差ｔ３１_averageが算出されて、その変化率Ｒ_t31が予め設定された判定値Ｚ（例えば１０％）以上となった場合に生体の血圧測定を開始するようになっていたが、例えば、Ｘ拍ある脈波信号ＳＭ１およびＳＭ３から一拍毎に算出された複数の時間差ｔ３１(１)〜ｔ３１(Ｘ)の少なくとも１つが予め設定された判定値Ｚ（例えば１０％）以上となった場合に生体の血圧測定を開始するようにしてもよい。また、脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３のうちの少なくとも２つの脈波信号間の位相差の変化値が所定値以上となった場合に血圧測定を開始するようにしてもよい。

また、実施例１および２では、脈波間の時間差ｔ３１の算出を目的とした脈波採取時における圧迫帯１２の第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１への昇圧は、予め設定された低圧力値保持時間ｔｃ１保持されるようになっていたが、例えば、Ｘ拍ある脈波から一拍毎に算出された複数の時間差ｔ３１(１)〜ｔ３１(Ｘ)の少なくとも１つが予め設定された判定値Ｚ（例えば１０％）以上となった時点で、圧迫帯１２の第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１への昇圧を中止して生体の血圧測定を開始するようにしてもよい。

また、実施例１および２では、第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１は、生体の最低血圧値ＤＢＰよりも充分に小さい値に予め設定されていたが、必ずしも最低血圧値ＤＢＰよりも充分に小さい値でなくてもよい。例えば最低血圧値ＤＢＰに設定されてもよいし、最低血圧値ＤＢＰよりも大きい値に設定されてもよい。

また、実施例１および２では、脈波間の時間差ｔ３１の算出を目的とした脈波採取時における圧迫帯１２の第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１への昇圧は、予め設定された血圧監視周期ｔｓ毎に予め設定された低圧力値保持時間ｔｃ１だけ行われるようになっていたが、これに限らず、例えば血圧監視モードの成立時であって血圧測定時以外には常時行われるようにしてもよい。

また、実施例１および２では、脈波間の位相差の変化率（変化値）Ｒ_ｔ３１は、血圧監視モードの成立以後において血圧測定が未だ実行されていない場合には、血圧監視モードの成立直後に算出された第１基準平均時間差ｔ３１_average(1)に対する変化率であり、また、血圧監視モードの成立以後において血圧測定が１回以上実行されている場合には、前回の血圧測定直後に算出された第２基準平均時間差ｔ３１_average(2)に対する変化率であったが、これに限られない。たとえば、変化率Ｒ_ｔ３１を、血圧監視モードの成立以後における血圧測定の実施に拘わらず、血圧監視モードの成立直後に算出された第１基準平均時間差ｔ３１_average(1)に対する変化率としてもよい。また、変化率Ｒ_ｔ３１を、前回の時間差算出直後に算出された第３基準平均時間差ｔ３１_average(3)に対する変化率としてもよい。

例えば、実施例１および２において、第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１、第２昇圧目標圧力値ＰＣＭ２、および測定終了圧力値ＰＣＥは、予め設定されていたが、必ずしも予め設定されなくてもよい。例えば、自動血圧測定装置１４の電源スイッチが投入されてからオペレータにより入力された前回測定の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰに基づいて、上記入力された最高血圧値ＳＢＰに所定値（例えば３０ｍｍＨｇ）を足した値を第２昇圧目標圧力値ＰＣＭ２に設定し、上記入力された最低血圧値ＤＢＰに所定値（例えば３０ｍｍＨｇ）を引いた値を第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１および測定終了圧力値ＰＣＥに設定してもよい。または、カフ圧制御手段８２による急速昇圧時（図１７の時間ｔ１〜ｔ２の間）に例えば中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２を抽出してエンベロープを作成し、そのエンベロープに基づいてよく知られたオシロメトリックアルゴリズムに従って生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを予測し、第２昇圧目標圧力値ＰＣＭ２がその予測された最高血圧値ＳＢＰに所定値（例えば２０ｍｍＨｇ）を足した値となるように設定し、第１昇圧目標圧力値ＰＣＭ１および測定終了圧力値ＰＣＥが上記予測された最低血圧値ＤＢＰに所定値（例えば２０ｍｍＨｇ）を引いた値となるように設定してもよい。

また、実施例２では、徐速降圧過程において膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣが所定時間保持される間には、膨張袋２２、２４、および２６からの脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３が複数拍採取され、それら複数拍分の脈波信号ＳＭの平均値に基づいて最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰが決定されてもよい。この場合には、より精度の高い血圧値が得られる。

また、実施例１および２では、包絡線（エンベロープ）は各測定点間の値が曲線補完により求められていたが、例えば直線補完やその他の公知の補完方法により補完されてもよい。

また、実施例２では、最高血圧値ＳＢＰを決定するに際して第１の振幅比ｒ２３および第２の振幅比ｒ１２が両方用いられていたが、必ずしも両方用いられる必要はない。少なくとも下流側膨張袋２６から得られた振幅が用いらればよく、例えば、第１の振幅比ｒ２３が予め設定された第１振幅比判定値Ｃ１よりも小さくなったときにおける中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が、生体の最高血圧値ＳＢＰとして決定されてもよい。

また、実施例２では、最高血圧値ＳＢＰを決定するに際して用いられる振幅比は、必ずしも第１の振幅比ｒ２３でなくてもよく、上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１の振幅値Ａ１を下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の振幅値Ａ３で除した値である第３の振幅比ｒ１３でもよいし、第１の振幅比ｒ２３や第２の振幅比ｒ１３の逆数であってもよい。

また、実施例２では、最低血圧値ＤＢＰを決定するに際して、必ずしも第１の時間差ｔ３２および第２の時間差ｔ２１が両方用いられる必要はない。少なくとも第１の時間差ｔ３２、第２の時間差ｔ２１、下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点ａ３と上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点ａ１との時間差である第３の時間差ｔ３１のうちの１つが用いらればよく、例えば、第１の時間差ｔ３２が予め設定された時間差判定値ｔｃ２よりも小さくなったときにおける中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣが、前記生体の最低血圧値ＤＢＰとして決定されてもよい。

また、実施例２では、最低血圧値ＤＢＰを決定するに際して用いられる位相差は、必ずしも下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点ａ３と下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３立ち上がり点ａ２との時間差（第１の時間差ｔ３２）でなくてもよい。例えば、変曲点ｂ３と変曲点ｂ２との時間差であってもよいし、或いは立ち上がり点ｃ３と立ち上がり点ｃ２との時間差であってもよい。または、下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の他の点と下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の他の点との差であってもよい。

また、実施例２において、自動血圧測定手段１０４は、最低血圧値ＤＢＰを決定するに際して、必ずしも脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶと、第１の時間差ｔ３２および第２の時間差ｔ２１との両方を用いる必要はない。脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶと、第１の時間差ｔ３２または第３の時間差ｔ３１とのいずれか１を用いればよい。たとえば、自動血圧測定手段１０４は、圧迫帯１２の圧迫圧力値ＰＣ２を降圧させる過程において、第１の時間差ｔ３２が予め設定された時間差判定値ｔｃを通過する即ち時間差判定値ｔｃよりも小さくなる、第２の時間差ｔ２１が上記時間差判定値ｔｃを通過する即ち時間差判定値ｔｃよりも小さくなるときの圧迫圧力値ＰＣ２を、生体の最低血圧値ＤＢＰとして決定するように構成されてもよい。このようにすれば、相互間が圧力変動に関して独立状態とされた複数の膨張袋２２、２４、および２６から上腕１０の動脈１６に圧迫圧力を均等な圧力分布で加えることで正確な脈波信号ＳＭがそれぞれ得られるので、それら脈波信号ＳＭ間の位相差に基づいて精度の高い最低血圧値ＤＢＰが得られる。また、自動血圧測定手段１０４は、圧迫帯１２の圧迫圧力値ＰＣ２を降圧させる過程において、脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶが、図２０に示すように圧迫圧力値ＰＣ２が下限値たとえば零から増加するに伴って変化率Ｒ_ＰＷＶが連続的に増加する領域ｂにおいて、予め設定された変化率判定値Ｒｃを通過する即ち変化率判定値Ｒｃよりも小さくなるときの圧迫圧力値ＰＣ２を、前記生体の最低血圧値ＤＢＰとして決定するように構成されてもよい。このようにすれば、脈波伝播速度ＰＷＶは圧迫圧力値ＰＣ２が大きくなるほど遅くなると共に、圧迫圧力値ＰＣ２に対する脈波伝播速度ＰＷＶの変化率Ｒ_ＰＷＶは被測定者に拘わらず生体の最低血圧値ＤＢＰ付近領域において急激に変化することを利用して、最低血圧値ＤＢＰが決定されるので、精度の高い最低血圧値ＤＢＰが得られる。

また、実施例２では、血圧測定時において、昇圧目標圧力値ＰＣＭまで昇圧した後、必ずしも圧迫圧力値ＰＣを予め設定された徐速降圧速度でステップ的に降圧する必要はない。すなわち、圧迫圧力値ＰＣは連続的に降圧させられてもよい。また、血圧値測定付近だけ除速降圧とし、他の区間は急速降圧として測定時間を短くしてもよい。例えば、先ず、昇圧目標圧力値ＰＣＭまで昇圧した後の徐速降圧過程において、膨張袋２２、２４、および２６からの脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３を抽出する度に図１８に示すエンベロープの一部を作成して図１５のＳ８〜Ｓ１２を実行し、最高血圧値ＳＢＰを決定する。続いて、上記最高血圧値ＳＢＰの決定後に圧迫圧力値ＰＣを予測された最低血圧値ＤＢＰ’よりも予め設定された所定量（たとえば３０ｍｍＨｇ）大きい圧力値まで急速に降圧させる。これにより、測定時間を短縮することができる。なお、上記予測された最低血圧値ＤＢＰ’は、例えば、カフ圧制御手段８２による急速昇圧時（図２５の時間ｔ９〜ｔ１０の間）に中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２を抽出してエンベロープを作成し、そのエンベロープに基づいてよく知られたオシロメトリックアルゴリズムに従って予測される。

また、実施例１および２では、圧迫帯１２の圧迫圧が降圧させられる過程で血圧値を決定する降圧測定が実施されていたが、これに限らず、圧迫帯１２の圧迫圧が昇圧させられる過程で血圧値を決定する昇圧測定が実施されても良い。このような昇圧測定においても前述の最高血圧値決定アルゴリズムおよび最低血圧値決定アルゴリズムを用いることができ、同様の効果を得ることができる。

また、実施例１および２において、圧迫帯１２に備えられる膨張袋は３つに限らず、４つ以上であってもよい。

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：上腕（被圧迫部位）
１２：圧迫帯
１４：自動血圧測定装置
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）
Ａ２、Ａ３：振幅値
ＢＰ：血圧値
ＤＢＰ：最低血圧値
ＰＣ：圧迫圧力値
ＰＣＭ１：第１昇圧目標圧力値（所定の低圧力値）
Ｒ_ｔ３１：変化率（変化値）
ＳＢＰ：最高血圧値
ＳＭ１、ＳＭ２、ＳＭ３：脈波信号（脈波）
Ｚ：判定値
ｒ２３：第１の振幅比（振幅比）
ｔ３１_average：平均時間差（少なくとも２つの膨張袋からそれぞれ抽出される脈波間の位相差）
ｔ３１_average(1)：第１基準平均時間差（血圧監視の開始直後算出された位相差）
ｔ３１_average(2)：第２基準平均時間差（前回の血圧測定直前または直後に算出された位相差）
ｔ３２：時間差（下流側膨張袋からの脈波と所定の膨張袋からの脈波との位相差）
ｔｓ：血圧監視周期（周期）

Claims (8)

1. 生体の被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、該圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程で該圧迫帯内の圧力振動である脈波を逐次抽出し、該脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する自動血圧測定装置であって、
   前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有するものであり、
   該圧迫帯の圧迫圧力値が所定の低圧力値とされた状態において前記複数の膨張袋のうちの少なくとも２つの膨張袋からそれぞれ抽出される脈波間の位相差を逐次算出し、該逐次算出される位相差の変化値が予め設定された判定値以上となった場合に前記生体の血圧測定を開始し、
   前記圧迫帯の圧迫圧力値は、予め設定された周期毎に前記所定の低圧力値とされること
   を特徴とする自動血圧測定装置。
2. 生体の被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、該圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程で該圧迫帯内の圧力振動である脈波を逐次抽出し、該脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する自動血圧測定装置であって、
   前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有するものであり、
   該圧迫帯の圧迫圧力値が所定の低圧力値とされた状態において前記複数の膨張袋のうちの少なくとも２つの膨張袋からそれぞれ抽出される脈波間の位相差を逐次算出し、該逐次算出される位相差の変化値が予め設定された判定値以上となった場合に前記生体の血圧測定を開始し、
   前記生体の最低血圧値は、前記複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の下流側に位置する下流側膨張袋からの脈波と、該下流側膨張袋よりも上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波との位相差を逐次算出し、該位相差に基づいて決定されること
   を特徴とする自動血圧測定装置。
3. 前記所定の低圧力値は、前記生体の最低血圧値よりも小さい値に設定されることを特徴とする請求項１または２の自動血圧測定装置。
4. 前記変化値は、血圧監視の開始直後算出された位相差に対する変化率あるいは変化量であることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１つの自動血圧測定装置。
5. 前記変化値は、前回の血圧測定直前または直後に算出された位相差に対する変化率あるいは変化量であることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１つの自動血圧測定装置。
6. 前記圧迫帯は、前記被圧迫部位の長手方向に所定間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、該被圧迫部位の長手方向において連なるように該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する中間膨張袋とを有するものであることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１つの自動血圧測定装置。
7. 前記圧迫帯の圧迫圧力値が前記所定の低圧力値とされた状態において前記下流側膨張袋からの脈波と前記上流側膨張袋からの脈波との位相差を逐次算出し、該逐次算出される位相差の変化値が前記判定値以上となった場合に前記生体の血圧測定を開始することを特徴とする請求項６の自動血圧測定装置。
8. 前記生体の最高血圧値は、前記複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の下流側に位置する下流側膨張袋からの脈波の振幅値と、該下流側膨張袋よりも上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波の振幅値との振幅比を逐次算出し、該振幅比に基づいて決定されることを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１つの自動血圧測定装置。

Images