WO2011062154A1 - 血圧測定装置、電子血圧計の制御方法、および電子血圧計の制御プログラム - Google Patents

血圧測定装置、電子血圧計の制御方法、および電子血圧計の制御プログラム Download PDF

Info

Publication number
WO2011062154A1
WO2011062154A1 PCT/JP2010/070354 JP2010070354W WO2011062154A1 WO 2011062154 A1 WO2011062154 A1 WO 2011062154A1 JP 2010070354 W JP2010070354 W JP 2010070354W WO 2011062154 A1 WO2011062154 A1 WO 2011062154A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
fluid bag
pressure
valve
fluid
blood pressure
Prior art date
Application number
PCT/JP2010/070354
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
広幸 木下
新吾 山下
幸哉 澤野井
美佳 江藤
Original Assignee
オムロンヘルスケア株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by オムロンヘルスケア株式会社 filed Critical オムロンヘルスケア株式会社
Priority to DE112010004509T priority Critical patent/DE112010004509T5/de
Priority to CN201080052718.5A priority patent/CN102665538B/zh
Publication of WO2011062154A1 publication Critical patent/WO2011062154A1/ja
Priority to US13/476,396 priority patent/US9596996B2/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
    • A61B5/02225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the oscillometric method
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
    • A61B5/0225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers the pressure being controlled by electric signals, e.g. derived from Korotkoff sounds

Definitions

  • the present invention relates to a blood pressure measurement device, a control method for an electronic sphygmomanometer, and a control program for an electronic sphygmomanometer, and in particular, a blood pressure measurement device and an electronic sphygmomanometer that measure blood pressure using an arm band (cuff) that encloses a fluid bag. And a control program for an electronic sphygmomanometer.
  • the fluid bag has such characteristics that the pressure of the fluid bag and the volume of the fluid bag have a relationship as shown in FIG. That is, with reference to FIG. 24, in the region where the pressure of the fluid bag is low, which is shown in the portion A, the volume of the fluid bag increases rapidly as the pressure of the fluid bag increases. Further, as shown in part B, as the pressure of the fluid bag increases, the increase rate of the volume of the fluid bag gradually decreases as the pressure of the fluid bag increases.
  • FIG. 25 shows a change in the volume of the fluid bag (B) accompanying a change in the volume of the blood vessel (A) when the fluid density in the fluid bag is low, and FIG. It is a figure showing the change (C) of a fluid density, and the pressure change (D) of a fluid bag.
  • FIG. 27 shows a case where the discharge speed of the fluid coming out of the fluid bag is fast, that is, when the discharge amount per unit time is large
  • FIG. 28 shows a case where the discharge speed of the fluid coming out of the fluid bag is slow, ie, the discharge amount per unit time.
  • It is a figure showing the volume change (B) of the fluid bag accompanying the volume change (A) of the blood vessel when there is little, and the pressure change (C) of the fluid bag. From FIG. 25 to FIG. 28, it can be read that the detection accuracy of the volume change of the blood vessel has the following characteristics: (1) The higher the pressure of the fluid bag, the higher the density of the fluid in the fluid bag.
  • the detection accuracy of the blood vessel volume change depends on the density of the fluid in the fluid bag and the amount of fluid discharged from the fluid bag.
  • the sphygmomanometer that depressurizes the fluid bag at a constant speed has a constant pressure (FIG. 29A), depending on the pressure of the fluid bag and the circumference of the measurement site.
  • the amount of fluid discharged from the fluid bag was controlled by a valve (FIG. 29B).
  • FIG. 29C the pressure pulse wave amplitude with respect to the constant volume change of the blood vessel is large in the region where the pressure of the fluid bag is high, and the pressure pulse with respect to the constant volume change of the blood vessel in the region where the pressure of the fluid bag is low.
  • the wave amplitude was small.
  • the amount of change in the volume of the blood vessel accompanying the change in the pressure of the fluid bag differs depending on the circumference of the measurement site, these have become an error factor in blood pressure measurement.
  • Patent Document 1 discloses a technique for adjusting the discharge amount of a valve in accordance with the circumference of a measurement site, or a fluid storage section communicating with a fluid bag
  • Patent Document 2 discloses a technique for adjusting the discharge amount of a valve in accordance with the circumference of a measurement site, or a fluid storage section communicating with a fluid bag
  • a technique is disclosed in which the volume sum of the fluid bag and the fluid storage portion is controlled to be constant according to the winding circumference. As a result, it is possible to keep the decompression speed constant even if the circumferences of the measurement sites are different.
  • Patent Document 2 previously has a volume change characteristic of the fluid bag with respect to the pressure of the fluid bag, and converts the signal of the pressure change of the fluid bag into a volume change. Discloses a method of measuring a blood pressure value by using the.
  • Patent Document 3 discloses that in a pulse wave appearance section, a valve for discharging the fluid in the fluid bag is closed to prevent attenuation of the volume change of the blood vessel accompanying the volume change of the fluid bag. A method is disclosed.
  • JP-A-6-245911 Japanese Patent No. 5-329113 JP-A-4-250133
  • Patent Document 1 can eliminate the difference in pressure reduction speed due to the difference in circumference of the measurement site, the valve is discharged in conjunction with the pressure of the fluid bag in order to keep the pressure reduction speed constant. As the amount changes, the pressure pulse wave amplitude changes according to the pressure of the fluid bag. For this reason, even if the volume sum of the fluid bag and the fluid storage portion is controlled to be constant, the difference in volume due to the circumference of the measurement site is eliminated. The size changes. Therefore, there is still a problem that an error occurs in blood pressure measurement.
  • Patent Document 3 can accurately grasp the change in the volume of the blood vessel as the change in the pressure of the fluid bag, but it is difficult to reduce the pressure because the valve is closed each time a pulse wave appears. There is a problem.
  • the pressure and volume of the fluid bag are not proportional to each other. Therefore, when measuring blood pressure while reducing the pressure, the fluid volume depends on the circumference of the measurement site or the pressure of the fluid bag. The flow rate of the fluid discharged from the bag was different. Thereby, the detection accuracy of the pressure pulse wave amplitude with respect to the change in the volume of the blood vessel differs depending on the circumference of the measurement site and the pressure of the fluid bag. Therefore, there is a problem that even if the volume change of the blood vessel is the same, an error occurs in the magnitude of the pressure pulse wave amplitude depending on the blood pressure value and the circumference of the measurement site, and the accuracy of blood pressure measurement is reduced.
  • the present invention has been made in view of such problems, and by making the flow rate of the fluid exiting the fluid bag proportional to the pressure reduction rate, the pressure pulse wave amplitude with respect to a constant blood vessel volume change is made constant.
  • An object is to provide a blood pressure measurement device, a control method for an electronic blood pressure monitor, and a control program for an electronic blood pressure monitor that can be approached and can improve the accuracy of blood pressure measurement.
  • a blood pressure measurement device includes a fluid bag, a pressurizing unit for injecting and pressurizing fluid into the fluid bag, and a valve provided in the fluid bag.
  • a pressure reducing part for discharging the fluid from the fluid bag and reducing the pressure; a sensor for measuring a change in the internal pressure of the fluid bag; and a fluid bag obtained by the sensor in a pressure reducing process for discharging the fluid from the fluid bag by the pressure reducing part.
  • a blood pressure measurement unit for calculating a blood pressure value based on a change in internal pressure, and a control unit for controlling the pressurization unit, the decompression unit, and the blood pressure measurement unit.
  • the valve gap which is a control amount for controlling the fluid discharge amount in the pressure reducing part, is determined so as to be proportional to the pressure reducing speed of the fluid bag, and the valve gap is held in the determined gap during the pressure reducing process.
  • Control by discharging Controls a predetermined time period from the start of the pressure reduction process, by adjusting the control amount of pressure reduction rate of the fluid bladder is determined to be within a predetermined range, to correct the influence of manufacturing variations of the valve.
  • control unit further adjusts the control amount adjusted so that the pressure reducing speed of the fluid bag is faster than the predetermined speed at the time of measurement after the predetermined period.
  • control unit further adjusts the adjusted control amount when the pulse pressure superimposed on the internal pressure of the fluid bag is detected a predetermined number of times or more in the decompression process.
  • control unit adjusts a driving voltage for driving the valve as a control amount.
  • control unit adjusts the current consumption of the valve as the control amount.
  • control unit determines whether or not the pressure reduction speed of the fluid bag is within a predetermined range by comparing the current consumption of the valve with a threshold value.
  • the predetermined period is a period from the start of the decompression process to at least one pulse before the pulse wave first superimposes on the internal pressure of the fluid bag in the decompression process.
  • control unit determines a valve gap that is a control amount so that a pressure reduction rate including a predetermined number or more of the pulse rate is included within a time period during which the internal pressure of the fluid bag changes from the highest blood pressure to the lowest blood pressure.
  • a blood pressure measurement device includes a fluid bag, a pressurizing unit for injecting and pressurizing fluid into the fluid bag, and a valve provided in the fluid bag.
  • a pressure reducing part for discharging the fluid from the fluid bag and reducing the pressure; a sensor for measuring a change in the internal pressure of the fluid bag; and a fluid bag obtained by the sensor in a pressure reducing process for discharging the fluid from the fluid bag by the pressure reducing part
  • a blood pressure measuring unit for calculating a blood pressure value based on a change in the internal pressure, a pressurizing unit, a decompressing unit, and a control unit for controlling the blood pressure measuring unit, and the control unit discharges in the decompression process Determine the valve gap, which is the control amount for controlling the fluid discharge amount in the pressure reducing part, so that the pressure is proportional to the pressure reducing speed of the fluid bag, and keep the valve gap in the determined gap during the pressure reducing process Emission by controlling to And
  • a blood pressure measurement device further includes an input unit for inputting environmental conditions.
  • a blood pressure measurement device includes a fluid bag, a pressurizing unit for injecting and pressurizing fluid into the fluid bag, and a valve provided in the fluid bag.
  • the valve gap which is a control amount for controlling the fluid discharge amount in the pressure reducing part, is determined so that the amount is proportional to the pressure reducing speed of the fluid bag, and the valve gap is determined to be the determined gap in the pressure reducing process.
  • an electronic sphygmomanometer control method includes a fluid bag and a calculation unit for calculating a blood pressure value based on a change in internal pressure of the fluid bag.
  • a control method for an electronic sphygmomanometer comprising: a valve provided in a fluid bag, pressurizing the fluid bag to a predetermined pressure; and, after pressurization, determining a voltage for driving the valve; Driving the valve with the determined voltage to hold the valve gap in the determined gap and depressurizing the fluid bag; calculating the blood pressure value from the change in the internal pressure of the fluid bag during the depressurization process; A step of outputting a blood pressure value, and determining a voltage for driving the valve, wherein the valve gap as a control amount for controlling the fluid discharge amount is such that the discharge amount of the fluid bag is reduced during the decompression process. Proportional to decompression speed Determined so that the engagement.
  • a control program for an electronic sphygmomanometer includes a fluid bag and a calculation unit for calculating a blood pressure value based on a change in the internal pressure of the fluid bag.
  • a program for causing an electronic sphygmomanometer to execute a blood pressure measurement operation wherein the fluid bag is provided with a valve, the step of pressurizing the fluid bag to a predetermined pressure, and driving the valve after pressurization Determining a voltage of the fluid bag, driving the valve at the determined voltage to hold the valve gap in the determined gap, and depressurizing the fluid bag;
  • the valve of the valve as a control amount for controlling the discharge amount of the fluid Gad But emissions in a vacuum process is determined to be proportional to the pressure reduction rate of the fluid bladder.
  • the detection accuracy of the volume change of the blood vessel can be made close to a constant regardless of the pressure of the fluid bag.
  • a blood pressure measurement error can be reduced.
  • the rate of change in the detection accuracy of the change in volume of the blood vessel can be made close to a constant value.
  • a blood pressure measurement error can be reduced. Further, this eliminates the need to correct the volume of the fluid bag that varies depending on the circumference of the measurement site.
  • a sphygmomanometer 1 which is a blood pressure measurement device according to a first embodiment of the present invention includes a main body 2 and a cuff 5 wound around a measurement site, which are connected by a tube 10.
  • the operation unit 3 On the front surface of the main body 2, an operation unit 3 such as a switch and a display unit 4 for displaying measurement results and the like are arranged.
  • the operation unit 3 includes a power switch 31 for instructing power ON / OFF, a measurement switch 32 for instructing start of measurement, a stop switch 33 for instructing stop of measurement, and a recorded measurement.
  • a record recall switch 34 for recalling and displaying values is included.
  • a fluid bag 13 is disposed in the cuff 5. For example, air corresponds to the fluid injected into the fluid bag 13 and discharged from the fluid bag 13. The fluid bag 13 is pressed against the measurement site by winding the cuff 5 around the measurement site. Examples of the measurement site include an upper arm or a wrist.
  • the fluid bag 13 is connected to a pressure sensor 23 for measuring the internal pressure change of the fluid bag 13, a pump 21 for injecting / extracting fluid to / from the fluid bag 13, and a valve 22.
  • the pressure sensor 23, the pump 21, and the valve 22 are connected to an oscillation circuit 28, a pump drive circuit 26, and a valve drive circuit 27, respectively. Further, the oscillation circuit 28, the pump drive circuit 26, and the valve drive circuit 27 are Both are connected to a CPU (Central Processing Unit) 40 that controls the entire sphygmomanometer 1.
  • a CPU Central Processing Unit
  • the CPU 40 further includes a display unit 4, an operation unit 3, a memory 6 that stores a program executed by the CPU 40 and serves as a work area when executing the program, and a memory 7 that stores measurement results and the like. And a power source 53 are connected.
  • the CPU 40 is driven by receiving power supply from the power source 53.
  • the CPU 40 includes a circumference information acquisition unit 41 and a valve drive voltage determination unit 43. These are formed in the CPU 40 when the CPU 40 executes a predetermined program stored in the memory 6 based on an operation signal input from the operation unit 3.
  • the circumference information acquisition unit 41 acquires circumference information that is the size of the measurement site and inputs the circumference information to the valve drive voltage determination unit 43.
  • the valve drive voltage determination unit 43 determines a voltage (hereinafter, drive voltage E) for driving the valve 22 based on the circumference information.
  • the CPU 40 outputs a control signal corresponding to the drive voltage E determined by the valve drive voltage determination unit 43 to the valve drive circuit 27. Further, the CPU 40 executes a predetermined program stored in the memory 6 based on the operation signal input from the operation unit 3 and outputs a control signal to the pump drive circuit 26.
  • the pump drive circuit 26 and the valve drive circuit 27 drive the pump 21 and the valve 22 according to the control signal.
  • the pump 21 is driven by a pump drive circuit 26 according to a control signal from the CPU 40 and injects fluid into the fluid bag 13.
  • the valve 22 has its opening / closing and opening width (hereinafter referred to as a gap) controlled by a valve drive circuit 27 according to a control signal from the CPU 40, and discharges the fluid in the fluid bag 13.
  • the pressure sensor 23 is a capacitance type pressure sensor, and its capacitance value changes due to a change in the internal pressure of the fluid bag 13.
  • the oscillation circuit 28 is converted into a signal having an oscillation frequency corresponding to the capacitance value of the pressure sensor 23 and input to the CPU 40.
  • the CPU 40 executes a predetermined process based on the change in the internal pressure of the fluid bag 13 obtained from the pressure sensor 23, and outputs the control signal to the pump drive circuit 26 and the valve drive circuit 27 according to the result. Further, the CPU 40 calculates a blood pressure value based on the change in the internal pressure of the fluid bag 13 obtained from the pressure sensor 23, performs a process for displaying the measurement result on the display unit 4, and data and a control signal for displaying the measurement result. Are output to the display unit 4. Further, the CPU 40 performs a process for storing the blood pressure value in the memory 7.
  • FIG. 2 is a flowchart showing a first specific example of processing executed at the timing when the measurement switch 32 is operated in the sphygmomanometer 1.
  • the processing shown in the flowchart of FIG. 2 is realized by the CPU 40 executing a predetermined program stored in the memory 6.
  • CPU 40 monitors the input of an operation signal from operation unit 3, and when detecting that measurement switch 32 is operated, in step S ⁇ b> 101, circumference information acquisition unit 41 of CPU 40 determines the measurement site.
  • the circumference information representing the circumference of the measurement site having the size of is acquired.
  • circumference information such as “thick” and “thin” is input at the time of measurement by a switch or the like constituting the operation unit 3, and the circumference information acquisition unit 41 is based on an operation signal from the operation unit 3. Circumference information shall be acquired.
  • the acquisition method of the circumference information in the circumference information acquisition part 41 is not limited to the above-mentioned method.
  • the circumference information is obtained by the process of steps S201 to S205 instead of the above step S101. May be obtained.
  • the CPU 40 outputs a control signal for driving the pump 21 at a predetermined voltage that is specified in advance to the pump driving circuit 26, and the pump 21 is driven at a predetermined voltage so that the fluid bag 13 is The fluid bag 13 is pressurized until it reaches a prescribed predetermined pressure.
  • the CPU 40 stores the pressurization time until the fluid bag 13 reaches the predetermined pressure in step S205.
  • the pressurization speed decreases as the circumference of the measurement region increases. Therefore, as shown in FIG. 4B, the pressurization time increases as the circumference of the measurement site increases. That is, it can be said that the pressurization time until the fluid bag 13 reaches a predetermined pressure is an index representing the circumference of the measurement site. Therefore, the circumference information acquisition unit 41 acquires the pressurization time stored in step S205 as circumference information.
  • the circumference information acquisition part 41 is obtained similarly from the rotation speed of the pump 21 and the pressure of the fluid bag 13 instead of the pressurization time.
  • a cloth (not shown) as a mechanism for winding the fluid bag 13 around the measurement site includes a slide resistance, and the circumference information acquisition unit 41 uses the fluid bag 13 as the measurement site. Perimeter information may be acquired from a resistance value obtained from the slide resistance when wound.
  • step S103 and S105 the CPU 40 outputs a control signal to the pump drive circuit 26, and pressurizes the fluid bag 13 until the fluid bag 13 reaches a predetermined pressure.
  • the CPU 40 outputs a control signal to the pump drive circuit 26 in step S107 and stops pressurization of the fluid bag 13.
  • step S109 the valve drive voltage determination unit 43 of the CPU 40 determines the drive voltage E of the valve 22 based on the circumference information acquired in step S101 or steps S201 to S205.
  • step S111 the CPU 40 outputs a control signal to the valve drive circuit 27 so as to drive the valve 22 while maintaining the drive voltage E determined in step S109, and starts depressurization of the fluid bag 13.
  • step S113 the CPU 40 extracts a vibration component accompanying the arterial volume change superimposed on the internal pressure of the fluid bag 13 obtained during decompression, and calculates a blood pressure value by a predetermined calculation. It should be noted that when the pressure reduction rate in step S111 is too fast and the blood pressure value is not calculated in step S113, or conversely, when the pressure reduction rate in step S111 is too slow and the discharge does not proceed (NO in step S114).
  • step S117 the CPU 40 determines that an error has occurred, and outputs a control signal to the valve drive circuit 27 so as to open the valve 22. The fluid in the fluid bag 13 is rapidly discharged. If not, that is, if the blood pressure value is calculated in step S113 (YES in step S114), the valve 22 is opened in accordance with the control signal from the CPU 40 in step S115, and the fluid in the fluid bag 13 is discharged. .
  • the degree of change in the pressure reduction speed with respect to the pressure of the fluid bag when the driving voltage E is kept constant varies depending on the circumference of the measurement site.
  • the circumference of the measurement site is a parameter for determining the drive voltage E.
  • step S109 the valve drive voltage determination unit 43 determines the drive voltage E using the relationship shown in FIG.
  • step S109 the drive voltage E is determined with a magnitude proportional to the circumference of the measurement site.
  • the degree of change in the pressure reduction speed relative to the pressure of the fluid bag 13 when the circumference of the measurement site is the same varies depending on the gap of the valve 22, that is, the magnitude of the drive voltage.
  • the degree of change in pressure reduction rate increases as the gap of valve 22 increases, and the degree of change in pressure reduction rate decreases as the gap decreases. Therefore, from the relationship shown in FIG. 7, the size of the gap is preferably such that the decompression speed of the fluid bag 13 from the calculation of the maximum blood pressure to the calculation of the minimum blood pressure is within a predetermined speed range. .
  • the size of the gap is preferably the size of the gap at which the rate of pressure reduction is such that the pulse rate that can be detected between the systolic blood pressure and the systolic blood pressure during decompression is equal to or greater than a predetermined number. More preferably, the “predetermined number” is 5. This is because a pulse rate of about 5 is measured between the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure at the time of decompression, as described in Japanese Patent No. 3179873 previously filed and disclosed by the applicant of the present application. This is because it is appropriate to set the pressure reduction measurement algorithm in consideration of the performance of the pressure reduction measurement algorithm.
  • the gap size at which a pulse rate of 5 or more is measured between the systolic blood pressure and the systolic blood pressure during decompression is obtained by, for example, experiments and stored in the memory 6 in advance.
  • the value is preferably about 5 mmHg / sec to 20 mmHg / sec. Therefore, the coefficients ⁇ and ⁇ in the above equation (1) are set so that the blood pressure reduction rate in the range where the pressure of the fluid bag 13 is about the blood pressure value is within the target pressure reduction rate of about 5 mmHg / sec to 20 mmHg / sec. It can be set to any value.
  • Such coefficients ⁇ and ⁇ are obtained in advance by experiments or the like and are stored in the memory 6 of the sphygmomanometer 1.
  • the drive voltage E is determined by inputting the circumference information acquired in the above equation (1) in step S109.
  • the memory 6 has a circumference.
  • a table that defines the relationship between the information and the drive voltage E may be stored, and the valve drive voltage determination unit 43 may read the drive voltage E corresponding to the acquired circumference information from the table.
  • FIG. 8 is a flowchart showing a modification of the process executed at the timing when the measurement switch 32 is operated in the sphygmomanometer 1.
  • the measurement site is measured based on the pressurization time until the pressure of the fluid bag 13 reaches a predetermined pressure in steps S201 to S205.
  • the CPU 40 estimates the maximum blood pressure value based on the change in the internal pressure of the fluid bag 13 obtained from the pressure sensor 23, and in step S303, the fluid bag 13 The pressure at the end of pressurization is calculated.
  • the sphygmomanometer 1 is configured to calculate a blood pressure value based on a change in the internal pressure of the fluid bag 13 obtained in a pressure reducing process after pressurizing the fluid bag 13 to a predetermined pressure. Therefore, in step S303, preferably, the CPU 40 calculates a pressure value that is higher by a predetermined pressure value than the maximum blood pressure value estimated in step S301 as the pressurization end pressure.
  • the drive voltage E is determined in the same manner as the processing shown in FIG. 2 and FIG.
  • the blood pressure value is calculated in the decompression process in which control is performed to drive the valve while holding the drive voltage E.
  • step S109 the valve drive voltage determination unit 43 replaces or adds to the relationship shown in FIG. 5 described above, or considers the drive voltage in consideration of the maximum blood pressure value estimated in step S301. E is determined.
  • the drive voltage E has a magnitude proportional to the circumference of the measurement site and the estimated maximum blood pressure. It is determined by the corresponding size.
  • the size of the gap is preferably such that the pressure of the fluid bag 13 is within the target pressure reduction rate within the range where the pressure of the fluid bag 13 is about the blood pressure value.
  • the coefficient ⁇ in the above equation (2) also sets the pressure reduction speed from the calculation of the maximum blood pressure to the calculation of the minimum blood pressure within the fluid bag 13 within the target pressure reduction speed of about 5 mmHg / sec to 20 mmHg / sec. It can be set to such a value.
  • step S111 the CPU 40 controls to drive the valve 22 while maintaining the drive voltage E determined in step S109.
  • the gap of the valve 22 is controlled to be constant during decompression.
  • the decompression speed of the fluid bag 13 changes as shown in FIG. That is, from FIG. 10A, when the pressure of the fluid bag 13 becomes a certain pressure or less, the pressure reduction speed of the fluid bag 13 is substantially the same regardless of the circumference of the measurement site, and thereafter (decreases). Almost no change due to pressure change.
  • the discharge amount from the valve 22 at the pressure of the fluid bag 13 changes as shown in FIG. That is, as shown in FIG.
  • controlling the drive voltage E to be constant means that the discharge amount from the valve 22 and the fluid It can be said that the drive voltage E is controlled so that the pressure reduction speed of the bag 13 is proportional.
  • the flow rate of the fluid exiting the fluid bag 13 and the pressure reduction speed can be brought close to a proportional relationship.
  • the detection accuracy of the volume change of the blood vessel can be made almost constant, and the measurement accuracy can be improved. That is, as shown in FIG. 10C, regardless of the pressure change of the fluid bag 13, the pressure pulse wave amplitude with respect to a constant volume change can be made constant at a value corresponding to the circumference of the measurement site.
  • FIG. 11 shows the pressure change of the fluid bag 13 over time and the pressure change of the arterial pressure.
  • a dotted line A in FIG. 11A indicates a change in pressure of the fluid bag 13 when the pressure of the fluid bag is controlled to be reduced at a constant speed.
  • the change in pressure of the fluid bag 13 when the drive voltage E is constant that is, when the pressure is reduced by controlling the gap of the valve 22 to be constant, is indicated by a solid line B.
  • FIG. 11C a line segment obtained by connecting the measured values of the intra-arterial pressure shown in FIG. 11B is indicated by a dotted line.
  • the pressure of the fluid bag is high in a low region. Compared with the region, the detection accuracy of the volume change of the blood vessel is lowered.
  • the detection accuracy of the volume change of the blood vessel in the low pressure region of the fluid bag 13 is the conventional one. It is remarkably shown that the detection accuracy of the sphygmomanometer controlled to reduce the pressure of the fluid bag at a constant speed is improved. Similarly, it is shown that the detection accuracy of the volume change of the blood vessel in the high pressure region is also improved.
  • the CPU 40 holds the drive voltage E at the drive voltage E determined by the valve drive voltage determination unit 43 at the step S109 in the decompression process at the step S111, that is, keeps the drive voltage E constant. Control to keep.
  • the sphygmomanometer 1 further includes a flow meter 55 that measures the amount of discharge from the valve 22, as shown in FIG.
  • the drive voltage E may be updated by 43 so that the discharge amount from the valve 22 and the pressure reduction speed are in a proportional relationship.
  • the CPU 40 performs feedback control to control the drive voltage E so that the drive voltage E is changed to the drive voltage E determined at a specific timing such as a predetermined time interval.
  • the flow rate of the fluid coming out of the fluid bag 13 and the pressure reduction speed can be brought closer to a proportional relationship.
  • the pressure pulse wave amplitude with respect to a constant blood vessel volume change can be made to be constant, and the measurement accuracy can be improved.
  • a sphygmomanometer 1 ′ that is a blood pressure measurement device according to the second embodiment of the present invention has a hardware configuration of the sphygmomanometer 1 according to the first embodiment shown in FIG. 1.
  • a tank 54 for storing a non-pressure fluid connected to the fluid bag 13 by a tube 10 is further provided.
  • the tank 54 is connected to the pump 51 and the valve 52.
  • Pump 51 and valve 52 are connected to pump drive circuit 56 and valve drive circuit 57, respectively.
  • Pump drive circuit 56 and valve drive circuit 57 are each connected to CPU 40.
  • the CPU 40 determines a voltage for driving the pump 51 and the valve 52 by executing a predetermined program stored in the memory 6 based on the operation signal input from the operation unit 3, and the pump drive circuit 56. And the control signal according to the determined voltage is output to the valve drive circuit 57.
  • the pump 51 is driven, the incompressible fluid stored in the tank 54 flows into the fluid bag 13 through the tube 10.
  • the valve 52 By driving the valve 52, the incompressible fluid in the fluid bag 13 is discharged.
  • a filter 9 is provided at a portion connecting the fluid bag 13 and the valve 22.
  • the incompressible fluid in the tank 54 moves to the fluid bag 13
  • the incompressible fluid is prevented from leaking from the valve 22 for injecting the fluid into the fluid bag 13 or discharging the fluid from the fluid bag 13. Therefore, the material of the filter 9 is preferably a material that allows fluid to permeate but does not allow incompressible fluid to permeate.
  • FIG. 14 is a flowchart showing a specific example of processing executed at the timing when the measurement switch 32 is operated in the sphygmomanometer 1 '.
  • the processing shown in the flowchart of FIG. 14 is realized by the CPU 40 executing a predetermined program stored in the memory 6.
  • step S ⁇ b> 401 in blood pressure monitor 1 ′, CPU 40 outputs a control signal to valve drive circuit 27 to close valve 22, and seals the fluid inlet and outlet to fluid bag 13. . Thereafter, in step S403, a control signal is output to the pump drive circuit 56 to drive the pump 51, and the tank 54 is filled until the fluid bag 13 reaches a predetermined pressure defined in advance or reaches a predetermined pressurization speed. The incompressible fluid is caused to flow into the fluid bag 13. That is, the incompressible fluid is moved from the tank 54 to the fluid bag 13.
  • the CPU 40 sends a control signal to the valve drive circuit 57 in step S407.
  • the output valve 52 is closed, and the inlet of the incompressible fluid to the fluid bag 13 is blocked.
  • the CPU 40 outputs a control signal to the valve drive circuit 27 to open the valve 22 and release the pressure in the fluid bag 13 in step S409.
  • a predetermined amount of incompressible fluid is injected into the fluid bag 13, and the internal pressure is atmospheric pressure.
  • steps S103 to S107 which is the same as the processing according to the first embodiment, is executed, and the fluid bag 13 is pressurized until the fluid bag 13 reaches a predetermined pressure. In this state, pressurization of the fluid bag 13 is stopped. Thereafter, the blood pressure value is calculated in step S113 while the fluid bag 13 is decompressed in step S111.
  • step S411 when the calculation of the blood pressure value is completed (YES in step S411), the CPU 40 outputs a control signal to the valve drive circuit 57 to open the valve 52 in step S413, and the incompressible fluid in the fluid bag 13 is opened. Is discharged. Thereafter, in step S115, the valve 22 is opened according to the control signal from the CPU 40, and the fluid in the fluid bag 13 is discharged.
  • the sphygmomanometer 1 ′ Prior to pressurization of the fluid bag 13 in step S103, the sphygmomanometer 1 ′ injects a predetermined amount of incompressible fluid into the fluid bag 13 to increase the volume of the fluid bag 13, and the inflowing fluid It is characterized by reducing the capacity.
  • the sphygmomanometer 1 ′ injects a predetermined amount of incompressible fluid into the fluid bag 13 to increase the volume of the fluid bag 13, and the inflowing fluid It is characterized by reducing the capacity.
  • the incompressible fluid flows into the fluid bag 13 as a mechanism for suppressing the volume change of the volume change of the fluid bag 13 in the low pressure region.
  • a filling member may be disposed in the fluid bag 13 in advance.
  • a method in which a gel material such as microbeads is previously introduced into the fluid bag 13 as a filling member may be used.
  • an elastic material such as a sponge or a spring may be disposed in the fluid bag 13 in advance as a filling member.
  • the filling member is not limited to the above-described gel material or elastic material, and may be other materials.
  • the filling member may be a combination of these plural materials.
  • step S109 may be performed to control and reduce the pressure so that the gap of the valve 22 becomes constant. .
  • the flow rate of the fluid exiting the fluid bag 13 and the pressure reduction speed can be made closer to a proportional relationship.
  • the detection accuracy of the volume change of the blood vessel can be made almost constant, and the measurement accuracy can be improved.
  • the amount of discharge from the valve 22 and the fluid bag 13 are controlled by controlling the drive voltage E to be constant so that the gap of the valve 22 is constant. It is assumed that the pressure reduction speed can be proportional. However, exhaust valves are susceptible to valve manufacturing variations and environmental conditions.
  • a type (A type) in which the valve is opened / closed by thrust generated by a magnetic force generated when a current flows through a coil, and a rubber having an exhaust port having a slit (open / close port) are used.
  • a type (B type) that is constructed and exhausted gradually and the former type A further uses the gravity to reciprocate the coil in the thrust direction or the direction of gravity (up and down) to close the valve closing gap.
  • A-1 type equipped with a mechanism for controlling the valve
  • Exhaust valves other than the A-1 type cannot be finely controlled, and the A-2 type exhaust valve can only be controlled to be completely closed or fully open. Further, the B type exhaust valve has a slit that becomes smaller when the pressure increases, and becomes larger when the pressure becomes lower, and the gap of the valve is not arbitrarily controlled but depends on the elasticity of rubber. Therefore, as the valve 22, the A-1 type that can control the displacement is preferably used.
  • any exhaust valve generally uses an elastic body such as packing.
  • the valve 22 is affected by the variation in the hardness of the elastic body, which is a manufacturing variation, and the exhaust characteristics change due to environmental conditions such as a temperature change. Therefore, the inventors measured the pressure reduction speed using three exhaust valves of the above-mentioned A-1 type and manufactured in different production lots under the same environmental conditions (temperature, humidity). Furthermore, the depressurization rate was measured with different environmental conditions (temperature, humidity). As a result of the measurement, as shown in FIG. 16, it was confirmed that even when the same drive voltage was applied, the exhaust speed was different depending on manufacturing variations and environmental conditions.
  • the A-1 type exhaust valve controls the clearance of the valve by reciprocating the coil using gravity
  • the relationship between the thrust force acting on the coil and the force in the gravity direction is also affected.
  • the inventors measured the pressure reduction rate by changing the inclination of the A-1 type exhaust valve. As a result of the measurement, as shown in FIG. 17, it was confirmed that even if the internal pressure of the fluid bag 13 was the same, the exhaust speed was different depending on the inclination.
  • the pressure reduction rate is smaller than the ideal pressure change, particularly when the pressure reduction rate on the low pressure side is small, that is, when the internal pressure change of the fluid bag 13 is a curve (1)
  • the arterial internal pressure is changed according to the pressure change (pressure reduction) of the fluid bag 13. Measurement is performed as shown in FIG. In this case, the minimum blood pressure is not calculated. Alternatively, the measurement time until the minimum blood pressure can be calculated becomes longer, and the burden on the person being measured increases.
  • the depressurization rate is larger than the ideal pressure change, and particularly when the depressurization rate on the high pressure side is large, that is, when the change in the internal pressure of the fluid bag 13 is a curve (2), the internal pressure of the artery according to the pressure change (decompression) of the fluid bag 13 Is measured as shown in FIG. In this case, the maximum blood pressure is not calculated. Or the calculation precision of a blood-pressure value falls.
  • the driving voltage E of the valve 22 is adjusted so as to bring the change in the internal pressure of the fluid bag 13 close to the curve (3) using the following principle. 19 and 20, the fluid bag 13 is added to a pressure Pmax obtained by adding a predetermined pressure ⁇ to the maximum blood pressure value P1 predicted from the change in the internal pressure of the fluid bag 13 during the pressurization process.
  • the pressure reduction speed of the fluid bag 13 when the internal pressure of the fluid bag 13 reaches P2 reduced by a predetermined pressure from Pmax is a range in which the change in internal pressure is sandwiched between the broken line A and the broken line B.
  • the internal pressure of the fluid bag 13 in the pressurization process is predicted to the highest blood pressure value P1.
  • the point reached is “SBP prediction point”
  • the point at which the internal pressure of the body bag 13 is increased to Pmax is the “maximum pressurization point”
  • the point at which the internal pressure of the fluid bag 13 is reduced from Pmax to P2 is the “adjustment point”
  • the fluid bag 13 in the process of pressure reduction The point at which the internal pressure becomes the actual maximum blood pressure value P1 ′ is referred to as “SBP actual measurement point”.
  • a broken line A and a broken line B shown in FIG. 20 are ranges of pressure change where the upper and lower limits are about 5 mmHg / sec to 20 mmHg / sec between the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure during the subsequent decompression.
  • the pulse wave number of at least 5 beats is measured between the maximum blood pressure and the minimum blood pressure during the subsequent decompression. This is because, in order to ensure measurement accuracy, it is required that a pulse wave number of at least 5 beats be measured between the maximum blood pressure and the minimum blood pressure during decompression.
  • a time t1 from the adjustment point to the SBP actual measurement point corresponds to a time of at least one pulse, for example, about 2 seconds. That is, the adjustment point is a point at least before the time of one pulse from the SBP actual measurement point. This is because in order to calculate the systolic blood pressure value from the measured value, not only the measured value at the actual SBP actual measurement point, but also the measured value for at least one pulse before and after the measured value is required. Further, for the same reason, the highest pressurization point is also a point at least before the time of one beat of the pulse from the SBP actual measurement point, and the pressurization amount ⁇ to the pressure P1 based on at least the time of one pulse. Is set.
  • the sphygmomanometer 1 ′′ adjusts the drive voltage E of the valve 22 so that the pressure reduction speed of the fluid bag 13 is within the target pressure reduction speed range from the maximum pressure point to the adjustment point, Thereafter, the adjusted drive voltage E is held at least until the calculation of the blood pressure value is completed, whereby the period from the highest pressurization point represented by period I in FIGS. "Adjustment period of drive voltage E" ", and the period until the subsequent calculation of blood pressure value represented by period II is" fixed period (of drive voltage E) ".
  • the adjustment point (or adjustment period) and the target decompression speed can be set in advance, for example, based on statistical results of a lot of measurement data.
  • the adjustment point is preset and stored.
  • the maximum pressurization point that is, the pressure ⁇ is added to the predicted maximum blood pressure value P1.
  • a point at which pressure is reduced by 20 mmHg from Pmax can be set, and the target pressure reduction speed can be set at, for example, 15 mmHg / sec, and in the following specific examples, it is assumed that these values are set. .
  • the sphygmomanometer 1 ′′ includes a CPU 40 of the hardware configuration of the sphygmomanometer 1 according to the first embodiment shown in FIG. Includes a threshold value storage unit 45 and an adjustment determination unit 47 in place of the circumference information acquisition unit 41 and the valve drive voltage determination unit 43. These are memories based on an operation signal input from the operation unit 3 by the CPU 40. 6 is formed in the CPU 40 by executing a predetermined program stored in 6.
  • the threshold storage unit 45 stores a target decompression speed, which is within a certain range.
  • the adjustment determination unit 47 determines the drive voltage E of the valve 22 based on the change in the internal pressure of the fluid bag 13, and compares the decompression speed of the fluid bag 13 with the stored target decompression speed. Adjust E.
  • FIG. 22 is a flowchart showing a first specific example of the process executed at the timing when the measurement switch 32 is operated in the sphygmomanometer 1 ′′.
  • the process shown in the flowchart of FIG. This processing is realized by executing a predetermined program stored in Fig. 22.
  • the processing given the same step number as the flowchart in Fig. 2 is the same as the processing in the sphygmomanometer 1.
  • CPU 40 monitors the input of an operation signal from operation unit 3, and when it is detected that measurement switch 32 is operated, circumference information is obtained in step S ⁇ b> 101 in sphygmomanometer 1.
  • step S103 and S105 a control signal is output to the pump drive circuit 26, and the fluid bag 13 is pressurized until the fluid bag 13 reaches a predetermined pressure.
  • the CPU 40 outputs a control signal to the pump drive circuit 26 in step S107 and stops pressurization of the fluid bag 13. This point corresponds to the highest pressure point.
  • steps S501 to S509 are performed. That is, after stopping pressurization of the fluid bag 13 in step S107, a control signal is output to the pump drive circuit 26 in step S501, and pressure reduction is started. In the decompression process, if it is within the adjustment period, that is, if the difference between the internal pressure of the fluid bag 13 and the internal pressure Pmax at the maximum pressurization point is within 20 mmHg (YES in S503), the CPU 40 causes the adjustment determination unit 47 to make the fluid bag.
  • a correction amount ⁇ V defined in advance in Step S507 is added to correct the current driving voltage of the valve 22.
  • the correction of the drive voltage E in steps S505 and S507 is repeated until the pressure reduction speed of the internal pressure of the fluid bag 13 coincides with the target pressure reduction speed of 15 mmHg / sec or falls within a predetermined range within the adjustment period.
  • the pressure reduction speed of the internal pressure of the fluid bag 13 coincides with the target pressure reduction speed of 15 mmHg / sec or falls within a predetermined range (YES in S505), or the adjustment period ends, that is, the internal pressure of the fluid bag 13 is the highest.
  • the CPU 40 determines the drive voltage E set at that time in the adjustment determination unit 47 as the drive voltage E of the subsequent valve 22, A control signal is output to the valve drive circuit 27 so as to drive the valve 22 while maintaining the drive voltage E, and the pressure reduction of the fluid bag 13 is continued.
  • the blood pressure value is calculated from the measured value under the drive voltage E fixed in step S505, and the series of processes is completed.
  • the drive voltage E of the valve 22 is adjusted between the maximum pressurization point and the adjustment point. 18), the pressure change of the fluid bag 13 can be brought close to the curve (3) of FIG. Even when there is an influence of (tilt state), the detection accuracy of the volume change of the blood vessel can be brought close to a constant, and the measurement accuracy can be improved.
  • the driving voltage E of the valve 22 is fixed to the adjusted voltage in the fixed period after the adjustment point.
  • the difference between the highest blood pressure and the lowest blood pressure of the person to be measured blood pressure range. Is large, the internal pressure of the fluid bag 13 may remain within the blood pressure range even after the measurement necessary for calculating the blood pressure value is completed.
  • Examples of the measurement necessary for calculating the blood pressure value include measurement as described above, in which the pulse rate measured between the maximum blood pressure and the minimum blood pressure during decompression is about 5. Accordingly, if the measurement is continued further, the measurement site is continuously compressed by the fluid bag 13, and the burden on the subject increases. Therefore, preferably, the CPU 40 of the sphygmomanometer 1 ′′ executes the process shown in FIG.
  • CPU 40 monitors the number of pulses measured from the change in internal pressure of fluid bag 13 in subsequent measurement processing in adjustment determination unit 47. To do. For example, “5” or the like is stored in advance in the adjustment determination unit 47 as the pulse rate necessary for calculating the blood pressure value. When it is detected that the measured number of pulses is equal to or greater than the necessary stored pulse rate (YES in S511), the adjustment determination unit 47 determines the internal pressure reduction rate of the fluid bag 13 and the threshold in advance. The decompression speed stored in the value storage unit 45 as a threshold value for determining an appropriate decompression speed is compared.
  • the adjustment determination unit 47 in step S515 determines the correction amount ⁇ defined in advance.
  • V ′ is added to correct the current driving voltage of the valve 22. Alternatively, it may be calculated in the same manner as the correction amount ⁇ V.
  • the adjustment determination unit 47 uses the pressure reduction speed of the fluid bag 13 and the threshold storage unit 45 stores the target pressure reduction stored in advance.
  • the valve 22 that brings the change in the internal pressure of the fluid bag 13 closer to the assumed curve shown in the curve (3) of FIG.
  • Other methods may be used as long as the driving voltage E is adjusted, for example, when a measuring mechanism for measuring the current consumption in the valve 22 is provided, a target current value is stored in the threshold value storage unit 45 in advance.
  • the drive voltage E may be adjusted by comparing the current consumption value at the valve 22 with the stored target current value, or the adjustment determination unit 47 may drive the drive voltage E of the valve 22.
  • the current consumption may be adjusted instead of or
  • the value storage unit 45 stores in advance the correspondence between the environmental conditions and placement (tilting condition) and the drive voltage E suitable for the conditions, and the environmental conditions and placing (tilting condition) detected by the adjustment determining unit 47. ) May be read out and set, and in this case, the adjustment determination unit 47 may receive an input of environmental conditions from the operation unit 3 and use it for adjustment.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)

Abstract

　血圧計では、所定圧までの加圧の後、減圧過程において、減圧を開始してから所定期間である調整期間内において（Ｓ５０３でＹＥＳ）、流体袋の減圧速度が所定の減圧速度となるように排気弁の駆動電圧を調整する（Ｓ５０５，Ｓ５０７）。調整期間が終了すると、または流体袋の減圧速度が所定速度となると（Ｓ５０３でＮＯ、またはＳ５０５でＹＥＳ）、以降は排気弁の駆動電圧を固定し、排気弁のギャップを一定にして減圧するよう制御する（Ｓ５０９）。

Description

血圧測定装置、電子血圧計の制御方法、および電子血圧計の制御プログラム
　この発明は血圧測定装置、電子血圧計の制御方法、および電子血圧計の制御プログラムに関し、特に、流体袋を内包する腕帯（カフ）を利用して血圧を測定する血圧測定装置、電子血圧計の制御方法、および電子血圧計の制御プログラムに関する。
　電子血圧計の採用する血圧の算出方法の１つとして、生体の一部に巻いた流体袋を内包する腕帯（カフ）を減圧することにより、圧迫された血管の容積変化から伝わる流体袋の容積変化を流体袋の圧力変化（圧脈波振幅）としてとらえ、血圧を算出するオシロメトリック法がある。
　流体袋は、流体袋の圧力と流体袋の容積とが図２４に示されるような関係となるような特性を備えている。すなわち、図２４を参照して、Ａ部分に示される流体袋の圧力の低い領域では、流体袋の圧力の増加に対して流体袋の容積が急激に増加する。また、Ｂ部分に示されるように、流体袋の圧力が高くなるに連れて、流体袋の圧力の増加に対して流体袋の容積の増加率が徐々に減少する。図２５は流体袋内の流体密度が低いとき、図２６は流体袋内の流体密度が高いときの、血管の容積変化（Ａ）に伴う、流体袋の容積変化（Ｂ）、流体袋内の流体密度の変化（Ｃ）、および流体袋の圧力変化（Ｄ）を表わす図である。また、図２７は流体袋から出る流体の排出速度が速いとき、つまり単位時間当たりの排出量が多いとき、図２８は流体袋から出る流体の排出速度が遅いとき、つまり単位時間当たりの排出量が少ないときの、血管の容積変化（Ａ）に伴う、流体袋の容積変化（Ｂ）、および流体袋の圧力変化（Ｃ）を表わす図である。図２５～図２８より、血管の容積変化の検出精度には、以下のような特徴があることが読取られる：
　（１）流体袋の圧力が高いほど、流体袋内の流体の密度は高い、
　（２）流体袋の容積が大きいほど血管の容積変化に伴う流体袋内の流体の密度変化は小さいため、血管の容積変化の検出精度は低い、
　（３）流体袋の容積変化が同じ場合、流体袋の圧力が高いほど流体袋の容積変化に伴う流体袋内の流体の密度変化が大きくなるため、血管の容積変化の検出精度は高くなる、
　（４）流体袋の圧力が同じであっても、流体袋内の流体の排出量によって血管の容積変化による流体袋の容積変化の大きさが変化するため、血管の容積変化の検出精度は異なる、
　（５）流体袋内の流体の排出量が多いほど、血管の容積変化による流体袋の容積変化は小さくなるため、血管の容積変化の検出精度は低くなる。
　そのため、オシロメトリック法を用いた電子血圧計では、血管の容積変化の検出精度は、流体袋内の流体の密度、および流体袋からの流体の排出量に依存する。
　流体袋を一定の速度で減圧する血圧計は、図２９Ａ～図２９Ｃに示されるように、一定の速度で減圧するために（図２９Ａ）、流体袋の圧力や測定部位の周長に応じて、流体袋から排出する流体の量を弁で制御していた（図２９Ｂ）。これにより、図２９Ｃに示されるように、流体袋の圧力が高い領域では血管の一定の容積変化に対する圧脈波振幅が大きく、流体袋の圧力が低い領域では血管の一定の容積変化に対する圧脈波振幅が小さくなっていた。また、流体袋の圧力変化に伴う血管の容積変化の変化量が測定部位の周長によって異なっていたため、これらが血圧測定の誤差要因となっていた。
　これらの問題を解消するための技術として、以下のような方法が開示されている。すなわち、特開平６－２４５９１１号公報（特許文献１）は、測定部位の周長に応じて弁の排出量を調整する技術、あるいは流体袋と連通する流体格納部を備え、流体袋の測定部位への巻きつけ周長に応じて流体袋と流体格納部との容積和を一定にして制御する技術を開示している。これにより、測定部位の周長が異なっても減圧速度を一定に保つことを実現している。
　また、特開平５－３２９１１３号公報（特許文献２）は、流体袋の圧力に対する流体袋の容積変化特性を予め備えておき、流体袋の圧力変化の信号を容積変化へと換算しなおし、それを用いて血圧値を計測する方法を開示している。
　また、特開平４－２５０１３３号公報（特許文献３）は、脈波出現区間においては、流体袋内の流体を排出する弁を閉じて流体袋の容積変化に伴う血管の容積変化の減衰を防ぐ方法を開示している。
特開平６－２４５９１１号公報 特許平５－３２９１１３号公報 特開平４－２５０１３３号公報
　しかしながら、特許文献１に開示されている方法では測定部位の周長の違いによる減圧速度の差をなくすことはできるが、減圧速度を一定に保つために流体袋の圧力と連動して弁の排出量が変化することにより、圧脈波振幅は流体袋の圧力によって変化する。そのため、流体袋と流体格納部との容積和を一定にして制御しても測定部位の周長による容積の差がなくなるのみで、流体袋の圧力によって血管の容積変化に対する流体袋の圧力変化の大きさが変化する。よって、依然、血圧測定に誤差が発生する、という問題がある。
　また、特許文献２に開示されている方法では、流体袋の圧力と容積変化特性とを予め与えておく必要がある。しかしながら、この変化特性は、流体袋の巻き方や腕の太さ、人体の軟らかさなどにより無限に変化するために、十分な補正を行なうことができないという問題がある。また、より複雑な複数の補正（流量検出、測定部位のサイズ検出、巻き付け状態検出、人体の軟度検出など）が必要で、大掛かりな装置が必要であり、実用的ではないという問題もある。
　また、特許文献３に開示されている方法では血管の容積変化を流体袋の圧力変化として正確に捉えることはできるが、脈波が出現するたびに弁を閉じるため、減圧するのが困難であるという問題がある。
　つまり、これらの特許文献に開示されている方法では、流体袋の圧力と容積とが比例関係にないため、減圧しながら血圧測定を行なう場合は、測定部位の周長や流体袋の圧力によって流体袋から排出する流体の流量が異なっていた。これにより、測定部位の周長や流体袋の圧力によって血管の容積変化に対する圧脈波振幅の検出精度が異なっていた。従って、血管の容積変化が同じであっても血圧値や測定部位の周長によって圧脈波振幅の大きさに誤差が生じるため、血圧測定の精度が低下してしまう、という問題があった。
　本発明はこのような問題に鑑みてなされたものであって、流体袋から出る流体の流量と減圧速度とを比例関係にすることで、一定の血管の容積変化に対する圧脈波振幅を一定に近づけることができ、血圧測定の精度を向上させることのできる血圧測定装置、電子血圧計の制御方法、および電子血圧計の制御プログラムを提供することを目的の一つとする。
　上記目的を達成するために、本発明のある局面に従うと、血圧測定装置は、流体袋と、流体袋に流体を注入して加圧するための加圧部と、流体袋に備えられる弁を含み、流体袋から流体を排出して減圧するための減圧部と、流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、減圧部によって流体袋から流体を排出する減圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて、血圧値を算出するための血圧測定部と、加圧部、減圧部、および血圧測定部を制御するための制御部とを備え、制御部は、減圧過程において排出量が流体袋の減圧速度と比例関係となるように減圧部での流体の排出量を制御するための制御量である弁のギャップを決定し、減圧過程において弁のギャップを決定されたギャップに保持するよう制御することで排出量を制御し、減圧過程の開始から所定の期間に、流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように決定された制御量を調整することで、弁の製造バラツキの影響を補正する。
　好ましくは、制御部は、上記所定の期間の後の測定時に、流体袋の減圧速度が所定速度よりも速くなるように調整された制御量をさらに調整する。
　より好ましくは、制御部は、減圧過程において流体袋の内圧に重畳する脈圧を所定回数以上検出すると、調整された制御量をさらに調整する。
　好ましくは、制御部は制御量として弁を駆動させるための駆動電圧を調整する。
　好ましくは、制御部は制御量として弁の消費電流を調整する。
　好ましくは、制御部は弁の消費電流としきい値とを比較することで流体袋の減圧速度が所定範囲内であるか否かを判断する。
　好ましくは、上記所定の期間は、減圧過程の開始から、減圧過程において流体袋の内圧に最初に脈波が重畳するよりも少なくとも一拍の脈拍分以前までの期間である。
　好ましくは、制御部は、流体袋の内圧が最高血圧から最低血圧まで変化する時間内に所定数以上の脈拍数が含まれる減圧速度となるように制御量である弁のギャップを決定する。
　上記目的を達成するために、本発明の他の局面に従うと、血圧測定装置は、流体袋と、流体袋に流体を注入して加圧するための加圧部と、流体袋に備えられる弁を含み、流体袋から流体を排出して減圧するための減圧部と、流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、減圧部によって流体袋から流体を排出する減圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて、血圧値を算出するための血圧測定部と、加圧部、減圧部、および血圧測定部を制御するための制御部とを備え、制御部は、減圧過程において排出量が流体袋の減圧速度と比例関係となるように減圧部での流体の排出量を制御するための制御量である弁のギャップを決定し、減圧過程において弁のギャップを決定されたギャップに保持するよう制御することで排出量を制御し、減圧過程の開始から所定の期間に、流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように決定された制御量を調整することで、気温および湿度などの環境条件の影響を補正する。
　好ましくは、血圧測定装置は環境条件の入力するための入力部をさらに備える。
　上記目的を達成するために、本発明のさらに他の局面に従うと、血圧測定装置は、流体袋と、流体袋に流体を注入して加圧するための加圧部と、流体袋に備えられる弁を含み、流体袋から流体を排出して減圧するための減圧部と、流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、減圧部によって流体袋から流体を排出する減圧過程においてセンサで得られる流体袋の内圧変化に基づいて、血圧値を算出するための血圧測定部と、加圧部、減圧部、および血圧測定部を制御するための制御部とを備え、制御部は、減圧過程において排出量が流体袋の減圧速度と比例関係となるように減圧部での流体の排出量を制御するための制御量である弁のギャップを決定し、減圧過程において弁のギャップを決定されたギャップに保持するよう制御することで排出量を制御し、減圧過程の開始から所定の期間に、流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように決定された制御量を調整することで、弁の設置傾きの影響を補正する。
　上記目的を達成するために、本発明のさらに他の局面に従うと、電子血圧計の制御方法は、流体袋と、前記流体袋の内圧変化に基づいて血圧値を算出するための演算部とを含んだ電子血圧計の制御方法であって、流体袋には弁が備えられ、流体袋を所定の圧力まで加圧するステップと、加圧の後、弁の駆動するための電圧を決定するステップと、決定された電圧で弁を駆動することで、弁のギャップを決定されたギャップに保持して流体袋を減圧するステップと、減圧過程における流体袋の内圧変化から血圧値を算出するステップと、血圧値を出力するステップとを備え、弁の駆動するための電圧を決定するステップでは、流体の排出量を制御するための制御量としての弁のギャップが、減圧過程において排出量が流体袋の減圧速度と比例関係となるように決定する。
　上記目的を達成するために、本発明のさらに他の局面に従うと、電子血圧計の制御プログラムは、流体袋と、流体袋の内圧変化に基づいて血圧値を算出するための演算部とを含んだ電子血圧計に血圧測定の動作を実行させるためのプログラムであって、流体袋には弁が備えられ、流体袋を所定の圧力まで加圧するステップと、加圧の後、弁の駆動するための電圧を決定するステップと、決定された電圧で弁を駆動することで、弁のギャップを決定されたギャップに保持して流体袋を減圧するステップと、減圧過程における流体袋の内圧変化から血圧値を算出するステップと、血圧値を出力するステップとを電子血圧計に実行させ、弁の駆動するための電圧を決定するステップでは、流体の排出量を制御するための制御量としての弁のギャップが、減圧過程において排出量が流体袋の減圧速度と比例関係となるように決定する。
　この発明によると、血圧測定装置において、血管の容積変化の検出精度を流体袋の圧力によらず一定に近づけることができる。これにより、血圧測定誤差を低減することができる。また、測定部位の周長によって流体袋の容積が異なっていても血管の容積変化の検出精度の変化の割合を一定に近づけることができる。これにより、血圧測定誤差を低減することができる。また、これにより測定部位の周長によって異なる流体袋の容積を補正する必要がなくなる。
本発明の第１の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計のハードウェア構成の具体例を示すブロック図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計において測定スイッチが操作されたタイミングで実行される処理の、第１の具体例を示すフローチャートである。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計において測定スイッチが操作されたタイミングで実行される処理の、第２の具体例を示すフローチャートである。 測定部位の周長と加圧速度との関係を示す図である。 測定部位の周長と加圧時間との関係を示す図である。 測定部位の周長ごとの、弁の駆動電圧を一定に保持した場合の流体袋の圧力に対する減圧速度の変化度合いを示す図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計において決定される、弁の駆動電圧と測定部位の周長との関係を示す図である。 弁のギャップごとの、測定部位の周長が同一であった場合の流体袋の圧力に対する減圧速度の変化度合いを示す図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計において測定スイッチが操作されたタイミングで実行される処理の、変形例を示すフローチャートである。 本発明の第１の実施の形態の変形例にかかる血圧計において決定される、弁の駆動電圧と測定部位の周長との関係を示す図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計における、流体袋の圧力と減圧速度との関係を示す図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計における、流体袋の圧力と流体の排出量との関係を示す図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧計における、流体袋の圧力と一定の容積変化に対する圧脈波振幅値との関係を示す図である。 流体袋の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。 本発明の第１の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計のハードウェア構成の他の具体例を示すブロック図である。 本発明の第２の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計のハードウェア構成の具体例を示すブロック図である。 本発明の第２の実施の形態にかかる血圧計において測定スイッチが操作されたタイミングで実行される処理の具体例を示すフローチャートである。 本発明の第２の実施の形態にかかる血圧計の構成の他の具体例を示す図である。 本発明の第２の実施の形態にかかる血圧計の構成の他の具体例を示す図である。 本発明の第２の実施の形態にかかる血圧計の構成の他の具体例を示す図である。 環境条件ごとの、排気弁の種類による減圧速度の違いを表わす図である。 排気弁の設置方向きによる減圧速度の違いを表わす図である。 流体袋の圧力と検出される脈波振幅との関係を説明するための図である。 本発明の第３の実施の形態にかかる血圧計での、排気弁の駆動電圧の調整の原理を説明するための図である。 本発明の第３の実施の形態にかかる血圧計での、排気弁の駆動電圧の調整の原理を説明するための図である。 本発明の第３の実施の形態にかかる血圧計のハードウェア構成の具体例を示すブロック図である。 本発明の第３の実施の形態にかかる血圧計で実行される処理の具体例を示すフローチャートである。 本発明の第３の実施の形態にかかる血圧計で実行される処理の他の具体例を示すフローチャートである。 流体袋の特性を説明する図である。 流体袋内の流体密度が低いときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、流体袋内の流体密度の変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋内の流体密度が高いときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、流体袋内の流体密度の変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋から出る流体の排出速度が速いとき、つまり単位時間当たりの排出量が多いときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋から出る流体の排出速度が遅いとき、つまり単位時間当たりの排出量が少ないときの、血管の容積変化に伴う、流体袋の容積変化、および流体袋の圧力変化を表わす図である。 流体袋を一定の速度で減圧する血圧計における、流体袋の圧力と減圧速度との関係を示す図である。 流体袋を一定の速度で減圧する血圧計における、流体袋の圧力と流体の排出量との関係を示す図である。 流体袋を一定の速度で減圧する血圧計における、流体袋の圧力と一定の容積変化に対する圧脈波振幅値との関係を示す図である。
　以下に、図面を参照しつつ、本発明の実施の形態について説明する。以下の説明では、同一の部品および構成要素には同一の符号を付してある。それらの名称および機能も同じである。
　［第１の実施の形態］
　図１を参照して、本発明の第１の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計１は、本体２と、測定部位に巻付けるカフ５とを備え、それらがチューブ１０で接続される。本体２の正面には、スイッチ等の操作部３と、測定結果等を表示する表示部４とが配備される。操作部３には、電源のＯＮ／ＯＦＦを指示するための電源スイッチ３１、測定の開始を指示するための測定スイッチ３２、測定の停止を指示するための停止スイッチ３３、および記録されている測定値を呼出して表示させるための記録呼出スイッチ３４などが含まれる。カフ５には流体袋１３が配置される。流体袋１３に注入され、流体袋１３から排出される流体は、たとえば空気が該当する。カフ５を測定部位に巻付けることで流体袋１３が測定部位に押付けられる。測定部位としては、たとえば上腕または手首などが挙げられる。
　流体袋１３は、流体袋１３の内圧変化を測定するための圧力センサ２３、流体袋１３に対する流体の注入／排出を行なうためのポンプ２１、および弁２２に接続される。圧力センサ２３、ポンプ２１、および弁２２は、それぞれ、発振回路２８、ポンプ駆動回路２６、および弁駆動回路２７に接続され、さらに、発振回路２８、ポンプ駆動回路２６、および弁駆動回路２７は、いずれも血圧計１全体を制御するＣＰＵ（Central　Processing　Unit）４０に接続される。
　ＣＰＵ４０には、さらに、表示部４と、操作部３と、ＣＰＵ４０で実行されるプログラムを記憶したりプログラムを実行する際の作業領域となったりするメモリ６と、測定結果等を記憶するメモリ７と、電源５３とが接続される。
　ＣＰＵ４０は、電源５３から電力供給を受けて駆動する。ＣＰＵ４０は周長情報取得部４１および弁駆動電圧決定部４３を含む。これらは、ＣＰＵ４０が操作部３から入力される操作信号に基づいてメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行することで、ＣＰＵ４０に形成される。周長情報取得部４１は測定部位のサイズである周長情報を取得し、弁駆動電圧決定部４３に入力する。弁駆動電圧決定部４３は周長情報に基づいて弁２２を駆動させるための電圧（以下、駆動電圧Ｅ）を決定する。ＣＰＵ４０は、弁駆動回路２７に、弁駆動電圧決定部４３で決定された駆動電圧Ｅに応じた制御信号を出力する。また、ＣＰＵ４０は、操作部３から入力される操作信号に基づいてメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行しポンプ駆動回路２６に制御信号を出力する。
　ポンプ駆動回路２６および弁駆動回路２７は、制御信号に従ってポンプ２１および弁２２を駆動させる。ポンプ２１は、ＣＰＵ４０からの制御信号に従ったポンプ駆動回路２６によってその駆動が制御されて、流体袋１３内に流体を注入する。弁２２は、ＣＰＵ４０からの制御信号に従った弁駆動回路２７によってその開閉および開き幅（以下、ギャップと称する）が制御されて、流体袋１３内の流体を排出する。
　圧力センサ２３は静電容量形の圧力センサであり、流体袋１３の内圧変化により容量値が変化する。発振回路２８は、圧力センサ２３の容量値に応じた発振周波数の信号に変換され、ＣＰＵ４０に入力される。ＣＰＵ４０は、圧力センサ２３から得られた流体袋１３の内圧変化に基づいて所定の処理を実行し、その結果に応じてポンプ駆動回路２６および弁駆動回路２７に上記制御信号を出力する。また、ＣＰＵ４０は、圧力センサ２３から得られた流体袋１３の内圧変化に基づいて血圧値を算出し、測定結果を表示部４に表示させるための処理を行ない、表示させるためのデータと制御信号とを表示部４に出力する。また、ＣＰＵ４０は、血圧値をメモリ７に記憶させるための処理を行なう。
　図２は、血圧計１において測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の、第１の具体例を示すフローチャートである。図２のフローチャートに示される処理は、ＣＰＵ４０がメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行することにより実現される。
　図２を参照して、ＣＰＵ４０は、操作部３からの操作信号の入力を監視し、測定スイッチ３２が操作されたことを検知すると、ステップＳ１０１でＣＰＵ４０の周長情報取得部４１は、測定部位のサイズである測定部位の周長を表わす周長情報を取得する。ここでは、操作部３を構成するスイッチなどによって、測定時にたとえば「太」、「細」などの周長情報が入力されるものとし、周長情報取得部４１は操作部３からの操作信号より周長情報を取得するものとする。
　なお、周長情報取得部４１での周長情報の取得方法は上述の方法には限定されない。たとえば、血圧計１において測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の第２の具体例として図３に示されるように、上記ステップＳ１０１に替えてステップＳ２０１～Ｓ２０５の処理で周長情報を取得してもよい。詳しくは、ステップＳ２０１でＣＰＵ４０はポンプ駆動回路２６に予め規定されてある所定の電圧でポンプ２１を駆動させるための制御信号を出力し、所定の電圧でポンプ２１を駆動させて流体袋１３が予め規定されている所定の圧力に達するまで流体袋１３を加圧する。所定の圧力に達すると（ステップＳ２０３でＹＥＳ）、ステップＳ２０５でＣＰＵ４０は、流体袋１３が所定圧力に達するまでの加圧時間を記憶する。図４Ａに示されるように、ポンプ２１を駆動させる駆動電圧が同じ場合、測定部位の周長が大きくなるほど加圧速度は小さくなる。従って、図４Ｂに示されるように、測定部位の周長が大きくなるほど加圧時間は大きくなる。つまり、流体袋１３が所定圧力に達するまでの加圧時間は測定部位の周長を表わす指標と言える。そこで、周長情報取得部４１は、ステップＳ２０５で記憶された加圧時間を周長情報として取得する。なお、周長情報取得部４１は、加圧時間に替えて、ポンプ２１の回転数と流体袋１３の圧力とからも、同様にして得られる。また、他の例として、流体袋１３を測定部位に巻きつけるための機構としての布（不図示）にスライド抵抗が含まれており、周長情報取得部４１は、流体袋１３を測定部位に巻きつけたときの上記スライド抵抗から得られる抵抗値から周長情報を取得してもよい。
　ステップＳ１０３、Ｓ１０５でＣＰＵ４０はポンプ駆動回路２６に制御信号を出力し、流体袋１３が予め規定されている所定の圧力に達するまで流体袋１３を加圧する。所定の圧力に達すると（ステップＳ１０５でＹＥＳ）、ステップＳ１０７でＣＰＵ４０はポンプ駆動回路２６に制御信号を出力し、流体袋１３の加圧を停止する。その後、ステップＳ１０９でＣＰＵ４０の弁駆動電圧決定部４３は、ステップＳ１０１またはステップＳ２０１～Ｓ２０５で取得された周長情報に基づいて弁２２の駆動電圧Ｅを決定する。ステップＳ１１１でＣＰＵ４０は、ステップＳ１０９で決定された駆動電圧Ｅを保持して弁２２を駆動させるよう制御信号を弁駆動回路２７に出力し、流体袋１３の減圧を開始する。ステップＳ１１３でＣＰＵ４０は、減圧中に得られる流体袋１３の内圧に重畳した動脈の容積変化に伴う振動成分を抽出し、所定の演算により血圧値を算出する。なお、上記ステップＳ１１１での減圧速度が速すぎて上記ステップＳ１１３で血圧値が算出されないときや、逆に、上記ステップＳ１１１での減圧速度が遅すぎて排出が進まないときなど（ステップＳ１１４でＮＯ）、ステップＳ１１７でＣＰＵ４０はエラーと判断して、弁２２を開放させるよう制御信号を弁駆動回路２７に出力し、流体袋１３内の流体を急速に排出する。そうでない場合、つまり上記ステップＳ１１３で血圧値が算出された場合には（ステップＳ１１４でＹＥＳ）、ステップＳ１１５でＣＰＵ４０からの制御信号に従って弁２２が開放され、流体袋１３内の流体が排出される。
　上記ステップＳ１０９の、弁駆動電圧決定部４３での駆動電圧Ｅの決定について説明する。
　ここで、駆動電圧Ｅを一定に保持した場合の流体袋の圧力に対する減圧速度の変化度合いは、図５に示されるように、測定部位の周長によって異なる。具体的には、図５を参照して、測定部位の周長が小さいほど減圧速度の変化度合いが大きく、測定部位の周長が大きいほど減圧速度の変化度合いが小さい。つまり、図５に示される関係より、測定部位の周長は駆動電圧Ｅを決定するためのパラメータであると言える。
　上記ステップＳ１０９で、弁駆動電圧決定部４３は上述の図５に示された関係を利用して駆動電圧Ｅを決定する。具体例として、弁駆動電圧決定部４３は、以下の式（１）に上記ステップＳ１０１または上記ステップＳ２０１～Ｓ２０５で取得された周長情報を代入することで駆動電圧Ｅを決定する：
　　駆動電圧Ｅ＝α×周長情報＋β　　…式（１）。
　ステップＳ１０９で上述の式（１）が用いられることで、図６に示されるように、駆動電圧Ｅが測定部位の周長に比例した大きさで決定される。
　ここで、測定部位の周長が同一であった場合の流体袋１３の圧力に対する減圧速度の変化度合いは、図７に示されるように、弁２２のギャップ、つまり駆動電圧の大きさによって異なる。具体的には、図７を参照して、弁２２のギャップが大きくなるほど減圧速度の変化度合いが大きく、ギャップが小さくなるほど減圧速度の変化度合いが小さい。従って、図７に示される関係より、ギャップの大きさは、流体袋１３の、最高血圧の算出から最低血圧の算出までの減圧速度を、所定の速度の範囲内とするような大きさが好ましい。より詳しくは、ギャップの大きさは、減圧時の最高血圧と最低血圧との間に検出できる脈拍数が所定数以上となるような減圧速度となるギャップの大きさが好ましい。より好ましくは、上記「所定数」は５である。なぜなら、本願出願人が先に出願して開示されている特許第３１７９８７３号公報にも記載されているように、減圧時の最高血圧と最低血圧との間に５程度の脈拍数が測定されるように減圧速度が制御されるよう減圧測定のアルゴリズムの性能を考慮して設定されることが妥当であるとされているためである。なお、減圧時の最高血圧と最低血圧との間に５以上の脈拍数が測定されるようなギャップの大きさはたとえば実験等によって得られ、予めメモリ６に記憶されているものとする。その値として具体的には、好ましくは５mmHg/sec～２０mmHg/sec程度である。従って、上記式（１）の係数α，βは、流体袋１３の圧力が血圧値程度の範囲における血圧減圧速度を、５mmHg/sec～２０mmHg/sec程度である目標とする減圧速度内とするような値とすることができる。このような係数α，βは、予め実験等によって求められ、血圧計１のメモリ６に記憶されているものとする。なお、上の例では、ステップＳ１０９で上記式（１）に取得された周長情報を入力して駆動電圧Ｅを決定するものとしているが、式（１）に替えて、メモリ６が周長情報と駆動電圧Ｅとの関係を規定するテーブルを記憶しておき、弁駆動電圧決定部４３がそのテーブルから、取得された周長情報に対応する駆動電圧Ｅを読出してもよい。
　［変形例］
　図８は、血圧計１において測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の、変形例を示すフローチャートである。図８に示される処理においては、図３に示された第２の具体例と同様に、ステップＳ２０１～Ｓ２０５で流体袋１３の圧力が所定圧力に達するまでの加圧時間に基づいて測定部位の周長が推定されると共に、その後の加圧過程において、ステップＳ３０１でＣＰＵ４０は、圧力センサ２３から得られた流体袋１３の内圧変化に基づいて最高血圧値を推定し、ステップＳ３０３で流体袋１３の加圧終了時の圧力を算出する。血圧計１は所定圧力まで流体袋１３を加圧した後の減圧過程で得られる流体袋１３の内圧変化に基づいて血圧値を算出する構成である。そのため、ステップＳ３０３では、好ましくは、ＣＰＵ４０は、ステップＳ３０１で推定された最高血圧値よりも所定圧力値分高い圧力値を加圧終了圧力として算出する。流体袋１３の圧力がステップＳ３０３で算出された加圧終了圧力に達すると（ステップＳ１０５’でＹＥＳ）、以降、図２や図３に示された処理と同様にして駆動電圧Ｅが決定されて、駆動電圧Ｅを保持して弁を駆動させるような制御が行なわれる減圧過程において血圧値が算出される。
　なお、変形例においては、ステップＳ１０９で弁駆動電圧決定部４３は、上述の図５に示された関係に替えて、または加えて、ステップＳ３０１で推定された最高血圧値を考慮して駆動電圧Ｅを決定する。具体例として、弁駆動電圧決定部４３は、以下の式（２）に上記ステップ１０１または上記ステップＳ２０１～Ｓ２０５で取得された周長情報を代入することで駆動電圧Ｅを決定する：
　　駆動電圧Ｅ＝α×周長情報＋β＋オフセット量Ｓ、
　　オフセット量Ｓ＝推定最高血圧値×γ　　　　…式（２）。
　変形例におけるステップＳ１０９で上述の式（２）が用いられることで、図９に示されるように、駆動電圧Ｅが、測定部位の周長に比例した大きさで、かつ推定された最高血圧に応じた大きさで決定される。
　図７を用いて説明された関係より、ギャップの大きさは、流体袋１３の圧力が血圧値程度の範囲における血圧減圧速度を目標とする減圧速度内とするような大きさが好ましい。従って、上記式（２）の係数γもまた、流体袋１３の最高血圧の算出から最低血圧の算出までの減圧速度を、５mmHg/sec～２０mmHg/sec程度である目標とする減圧速度内とするような値とすることができる。
　上記ステップＳ１１１では、ＣＰＵ４０によって、上記ステップＳ１０９で決定された駆動電圧Ｅを保持して弁２２を駆動させるよう制御される。すなわち、減圧時に弁２２のギャップが一定となるよう制御される。これにより、減圧時、流体袋１３の減圧速度は、流体袋１３の圧力変化に伴って図１０Ａに示されるように変化する。すなわち、図１０Ａより、流体袋１３の圧力がある圧力以下となった場合、流体袋１３の減圧速度は、測定部位の周長の大小に関わらず、ほぼ同じ値で、以降の（減少する）圧力変化によってほぼ変化しなくなる。また、減圧時、流体袋１３の圧力における弁２２からの排出量は、流体袋１３の圧力変化に伴って図１０Ｂに示されるように変化する。すなわち、図１０Ｂより、流体袋１３の圧力がある圧力以下となった場合、弁２２からの排出量は、測定部位の周長に応じた値で、以降の（減少する）圧力変化によってほぼ変化しなくなる。つまり、図１０Ａ、図１０Ｂに示された関係より、駆動電圧Ｅが一定となるように制御すること、すなわち弁２２のギャップを一定とするよう制御することは、弁２２からの排出量と流体袋１３の減圧速度とを比例関係となるように駆動電圧Ｅを制御することである、と言える。
　ＣＰＵ４０がこのように制御することで、血圧計１においては、流体袋１３から出る流体の流量と減圧速度とを比例関係に近づけることができる。それにより、血管の容積変化の検出精度を一定に近づけることができ、測定精度を向上させることができる。つまり、図１０Ｃに示されるように、流体袋１３の圧力変化に関わらず、一定の容積変化に対する圧脈波振幅を測定部位の周長に応じた値で一定とすることができる。
　図１１の（Ａ）は、流体袋１３の時間経過に従った圧力変化と、動脈内圧の圧力変化とを示している。図１１の（Ａ）中の点線Ａは、従来の、流体袋の圧力を等速減圧するよう制御した場合の、流体袋１３の圧力変化を示している。それに対して、血圧計１において、駆動電圧Ｅが一定、すなわち弁２２のギャップが一定となるよう制御して減圧した場合の流体袋１３の圧力変化は実線Ｂで示されている。血圧計１において駆動電圧Ｅが一定、すなわち弁２２のギャップが一定となるよう制御して減圧されることで、従来では図１１の（Ｂ）に示されるように流体袋１３の圧力変化（減圧）に従って測定される動脈内圧が、図１１の（Ｃ）に示されるように測定される。詳しくは、図１１の（Ｃ）において、図１１の（Ｂ）に示された動脈内圧の各測定値を結んで得られる線分が、点線で示されている。従来の、流体袋の圧力を等速減圧するよう制御される血圧計においては、図２５および図２６に示されたように、同じ動脈内圧であっても、流体袋の圧力が低い領域では高い領域と比較して血管の容積変化の検出精度が低くなる。それに対して、血圧計１では、図１１の（Ｂ）と（Ｃ）とを比較することで示されるように、流体袋１３の圧力の低い領域における血管の容積変化の検出精度が、従来の、流体袋の圧力を等速減圧するよう制御される血圧計での検出精度よりも向上していることが顕著に示されている。同様に、圧力の高い領域における血管の容積変化の検出精度も向上していることが示されている。
　なお、上の例では、上記ステップＳ１１１での減圧過程において、ＣＰＵ４０は駆動電圧Ｅを上記ステップＳ１０９で弁駆動電圧決定部４３によって決定された駆動電圧Ｅに保持する、つまり駆動電圧Ｅを一定に保つよう制御している。しかしながら、血圧計１が上に示された構成に加えて、図１２に示されるように、弁２２からの排出量を測定する流量計５５をさらに含んで、減圧過程において、弁駆動電圧決定部４３によって、弁２２からの排出量と減圧速度とが比例関係となるように駆動電圧Ｅが更新されてもよい。この場合、ＣＰＵ４０はフィードバック制御を行ない、駆動電圧Ｅを、所定の時間間隔等の特定のタイミングで決定される駆動電圧Ｅに変更して保持するよう制御する。このようなフィードバック制御がされることで、流体袋１３から出る流体の流量と減圧速度とを比例関係により近づけることができる。それにより、一定の血管の容積変化に対する圧脈波振幅を一定に近づけることができ、測定精度を向上させることができる。
　［第２の実施の形態］
　図１３を参照して、本発明の第２の実施の形態にかかる血圧測定装置である血圧計１’は、図１に示された第１の実施の形態の血圧計１のハードウェア構成に加えて、チューブ１０で流体袋１３に接続された、非圧性流体を保管するためのタンク５４をさらに備える。タンク５４は、ポンプ５１および弁５２に接続される。ポンプ５１および弁５２は、各々、ポンプ駆動回路５６および弁駆動回路５７に接続され、さらに、ポンプ駆動回路５６および弁駆動回路５７は、各々、ＣＰＵ４０に接続される。ＣＰＵ４０は、操作部３から入力される操作信号に基づいてメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行することで、ポンプ５１および弁５２を駆動させるための電圧を決定し、ポンプ駆動回路５６および弁駆動回路５７に、決定された電圧に応じた制御信号を出力する。ポンプ５１が駆動することで、タンク５４に保管されている非圧縮性流体がチューブ１０を介して流体袋１３に流入する。弁５２が駆動することで、流体袋１３内の非圧縮性流体が排出される。
　流体袋１３と弁２２とを接続する部分にはフィルタ９が設けられている。タンク５４内の非圧縮性流体が流体袋１３に移動する際、流体袋１３に流体を注入する、または流体袋１３から流体を排出するための弁２２から非圧縮性流体が漏れ出すことを防止するため、フィルタ９の素材は、流体は透過させるが非圧縮性流体は透過させない素材であることが好ましい。
　図１４は、血圧計１’において測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の具体例を示すフローチャートである。図１４のフローチャートに示される処理は、ＣＰＵ４０がメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行することにより実現される。
　図１４を参照して、血圧計１’では、ステップＳ４０１でＣＰＵ４０は弁駆動回路２７に制御信号を出力し弁２２を閉塞して、流体袋１３への流体の流入口および排出口を封鎖する。その後、ステップＳ４０３でポンプ駆動回路５６に制御信号を出力しポンプ５１を駆動させて、流体袋１３が予め規定されている所定の圧力に達するまで、または所定の加圧速度に達するまでタンク５４内の非圧縮性流体を流体袋１３内へ流入させる。つまり、非圧縮性流体をタンク５４から流体袋１３に移動させる。流体袋１３の内圧が所定の圧力に達すると、または流体袋１３の加圧速度が所定の加圧速度に達すると（ステップＳ４０５でＹＥＳ）、ステップＳ４０７でＣＰＵ４０は弁駆動回路５７に制御信号を出力し弁５２を閉塞して、流体袋１３への非圧縮性流体の流入口を封鎖する。そして、封鎖後、ステップＳ４０９でＣＰＵ４０は弁駆動回路２７に制御信号を出力し弁２２を開放して、流体袋１３内の圧力を開放する。これにより、流体袋１３には所定量の非圧縮性流体が注入され、さらに内圧が大気圧となっている。
　その後、第１の実施の形態にかかる処理と同様の、ステップＳ１０３～Ｓ１０７の処理が実行され、流体袋１３が予め規定されている所定の圧力に達するまで流体袋１３が加圧されて、その状態で流体袋１３の加圧が停止される。そして、その後、ステップＳ１１１で流体袋１３が減圧されつつ、ステップＳ１１３で血圧値が算出される。
　血圧計１’では、血圧値の算出が終了すると（ステップＳ４１１でＹＥＳ）、ステップＳ４１３でＣＰＵ４０は弁駆動回路５７に制御信号を出力し弁５２を開放し、流体袋１３内の非圧縮性流体を排出する。その後、ステップＳ１１５でＣＰＵ４０からの制御信号に従って弁２２が開放され、流体袋１３内の流体が排出される。
　血圧計１’は、上記ステップＳ１０３での流体袋１３の加圧に先立って、所定量、非圧縮性流体を流体袋１３に注入して流体袋１３の容積を増加させておき、流入する流体の容量を軽減しておくことを特徴とする。これにより、初期状態からすべて流体を流入する方法に比べて、先に図２４を用いて説明されたように、図２４においてＡ部分で示されている、流体袋１３の内圧の低い領域での流体袋１３の容積変化が抑えられる。このため、血圧計１’においては、血管の容積変化の検出精度を向上させることができる。
　なお、上の例では低圧領域での流体袋１３の容積変化の容積変化を抑えるための機構として非圧縮性流体を流体袋１３に流入するものとしているが、上記機構の他の具体例として、流体袋１３に予め充填部材を配してもよい。たとえば、図１５Ａに示されるように、充填部材としてマイクロビーズ等のゲル素材を予め流体袋１３に流入しておく方法であってもよい。またたとえば、図１５Ｂ、図１５Ｃに示されるように、充填部材としてスポンジやバネ等の弾性素材を予め流体袋１３内に配しておいてもよい。これらの充填部材が予め流体袋１３内に配されることによって、流体袋１３の容積を加圧前に増加させることができる。なお、充填部材は、上述のゲル素材や弾性素材に限定されず、その他の素材であってもよい。また、充填部材はこれら複数の素材の組み合わせであってもよい。
　さらに、第１の実施の形態にかかる減圧時の制御と、第２の実施の形態にかかる構成とを組合わせてもよい。つまり、血圧計１’における処理で上記ステップＳ１０７で流体袋１３の加圧を停止した後に、上記ステップＳ１０９の処理を行なって、弁２２のギャップが一定となるよう制御して減圧してもよい。このようにすることで、流体袋１３から出る流体の流量と減圧速度とをより比例関係に近づけることができる。それにより、血管の容積変化の検出精度を一定に近づけることができ、測定精度を向上させることができる。
　［第３の実施の形態］
　以上の第１の実施の形態および第２の実施の形態では、駆動電圧Ｅを一定となるように制御して弁２２のギャップを一定とすることで、弁２２からの排出量と流体袋１３の減圧速度とを比例関係にすることができるものとしている。しかしながら、排気弁は弁の製造バラツキや環境条件などの影響を受けやすい。
　詳しくは、一般的な排気弁としては、たとえばコイルに電流を流した際に生じる磁力による推力で弁を開閉させるタイプ（Ａタイプ）、および排気口がスリット（開閉口）を有したゴムのみで構成されて徐々に排気させるタイプ（Ｂタイプ）が挙げられ、さらに前者のＡタイプには、重力を利用してコイルを推力方向または重力方向に往復移動させる（上げ下げする）ことで弁の閉鎖間隙をコントロールする機構を備えるもの（Ａ－１タイプ）と、弁を完全封鎖と完全開放とのみがコントロール可能なもの（Ａ－２タイプ）とがある。上記Ａ－１タイプ以外の排気弁は、細かな開閉の制御ができず、さらにＡ－２タイプの排気弁は完全閉鎖か完全開放かのいずれかの制御のみが可能である。また上記Ｂタイプの排気弁は圧力が高くなるとスリットが小さくなり、低くなると大きくなるものであって、弁の間隙が任意に制御されるものではなくゴムの弾性に依存するものである。したがって、弁２２としては、排気量がコントロール可能な上記Ａ－１タイプが好適に用いられる。
　上記Ａ－１タイプの排気弁に限らずいずれの排気弁も一般的にはパッキン等の弾性体が用いられている。そのため、弁２２は、製造バラツキである弾性体の硬度のバラツキや、温度変化などの環境条件により排気特性が変化するため、これらの影響を受ける。そこで、発明者らは、同じ環境条件（温度、湿度）下で、上述のＡ－１タイプであって異なる製造ロットで製造された３つの排気弁を用いて減圧速度を測定した。さらに、環境条件（温度、湿度）を異ならせて減圧速度を測定した。そして、その測定の結果、図１６に示されるように、同じ駆動電圧が印加された場合であっても、製造バラツキおよび環境条件により排気速度が異なることが確認された。
　さらに、上記Ａ－１タイプの排気弁は重力を利用してコイルを往復移動させることで弁の間隙をコントロールするため、コイルに作用する推力方向の力と重力方向の力との関係にも影響を受ける。すなわち、特に弁２２として上記Ａ－１タイプの排気弁を用いる場合には重力方向に対する弁２２自体の向き、つまり血圧計自体の傾き（血圧計の置き方）の影響も受ける。発明者らは、Ａ－１タイプの排気弁について傾きを変えて減圧速度を測定した。その測定の結果、図１７に示されるように、流体袋１３の内圧が同じであっても、傾きにより排気速度が異なることが確認された。
　血圧計１や血圧計１’において上記ステップＳ１０９で決定された駆動電圧Ｅを保持して弁２２が駆動されたとしても、上述のように環境条件の変化や、製造のバラツキや、血圧計の置き方によって、流体袋１３の減圧速度が想定されている減圧速度とならない場合がある。すなわち、図１８の（Ａ）の曲線（３）に示される、環境条件の変化などの影響を考慮しない理想の流体袋１３の内圧変化に対して、これら影響を受けた場合、曲線（１）や曲線（２）に示されるように、理想の圧力変化とは異なる圧力変化となる場合がある。
　理想の圧力変化よりも減圧速度が小さく、特に低圧側での減圧速度が小さい場合、すなわち流体袋１３の内圧変化が曲線（１）の場合、流体袋１３の圧力変化（減圧）に従って動脈内圧は図１８の（Ｂ）のように測定される。この場合には最低血圧が算出されなくなる。または、最低血圧が算出できるようになるまでの測定時間が長くなり、被測定者の負担が増す。
　理想の圧力変化よりも減圧速度が大きく、特に高圧側での減圧速度が大きい場合、すなわち、流体袋１３の内圧変化が曲線（２）の場合、流体袋１３の圧力変化（減圧）に従って動脈内圧は図１８の（Ｃ）のように測定される。この場合には最高血圧が算出されなくなる。または血圧値の算出精度が低下する。
　そこで、第３の実施の形態にかかる血圧計１”では、次のような原理を利用して、流体袋１３の内圧変化を曲線（３）に近づけるような弁２２の駆動電圧Ｅを調整する。すなわち、図１９および図２０を参照して、加圧過程での流体袋１３の内圧変化から予測される最高血圧値Ｐ１に予め規定された圧力αを加えた圧力Ｐｍａｘまで流体袋１３を加圧した後の減圧過程において、流体袋１３の内圧がＰｍａｘから所定の圧力分減圧されたＰ２となった時点の流体袋１３の減圧速度を、内圧変化が破線Ａと破線Ｂとに挟まれる範囲となるように、予め規定された目標の減圧速度とする。なお、以降の説明において、図２０に示されるように、加圧過程での流体袋１３の内圧が予測される最高血圧値Ｐ１に達したポイントを「ＳＢＰ予測点」、流体袋１３の内圧がＰｍａｘまで加圧されたポイントを「最高加圧点」、流体袋１３の内圧がＰｍａｘから減圧されてＰ２となったポイントを「調整点」、減圧の過程で流体袋１３の内圧が実際の最高血圧値Ｐ１’となったポイントを「ＳＢＰ実測点」と称する。
　図２０に示される破線Ａと破線Ｂとは、以降の減圧時の最高血圧と最低血圧との間が５mmHg/sec～２０mmHg/sec程度となる上限と下限とである圧力変化の範囲である。言い換えると、これら破線で表わされる圧力変化の範囲では、以降の減圧時の最高血圧と最低血圧との間で少なくとも５拍の脈波数が測定される。なぜなら、減圧時の最高血圧と最低血圧との間で少なくとも５拍の脈波数が測定されることが測定精度を確保する上で要求されるからである。
　また、図２０を参照して、調整点からＳＢＰ実測点までの時間ｔ１は、少なくとも脈拍の１拍分の時間に相当し、たとえば２秒程度が挙げられる。すなわち、調整点はＳＢＰ実測点よりも少なくとも脈拍の一拍分の時間以前のポイントである。なぜなら、測定値から最高血圧値を算出するためには、実際のＳＢＰ実測点での測定値のみならず、その前後少なくとも脈拍の一拍分の測定値が必要となるからである。さらに、同様の理由で最高加圧点もまたＳＢＰ実測点よりも少なくとも脈拍の一拍分の時間以前のポイントであり、少なくとも脈拍の一拍分の時間に基づいて圧力Ｐ１への加圧分αが設定される。
　この原理に基づき、血圧計１”では、最高加圧点から調整点までの間で流体袋１３の減圧速度を目標の減圧速度の範囲内となるように弁２２の駆動電圧Ｅを調整し、その後、調整された駆動電圧Ｅを少なくとも血圧値の算出が完了するまで保持する。これより、図１９および図２０に期間Ｉで表わされた最高加圧点から調整点までの期間は「（駆動電圧Ｅの）調整期間」と言え、期間IIで表わされたその後の血圧値の算出が完了するまでの期間は「（駆動電圧Ｅの）固定期間」と言える。
　調整点（または調整期間）および目標の減圧速度は、たとえば多くの測定データの統計結果に基づくなどして予め設定することが可能である。上述の原理を利用する血圧計１”では、調整点が予め設定され、記憶されている。調整点としては、たとえば、最高加圧点、つまり予測された最高血圧値Ｐ１に圧力αを加えたＰｍａｘから２０mmHg減圧したポイントを設定することができる。目標の減圧速度としては、たとえば、１５mmHg/secを設定することができる。以下の具体例では、これらの値が設定されているものとして説明する。
　上述の原理を利用して血圧を測定するため、図２１を参照して、血圧計１”は、図１に示された第１の実施の形態の血圧計１のハードウェア構成のうち、ＣＰＵ４０が、周長情報取得部４１および弁駆動電圧決定部４３に替えてしきい値記憶部４５および調整判断部４７を含む。これらは、ＣＰＵ４０が操作部３から入力される操作信号に基づいてメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行することで、ＣＰＵ４０に形成される。しきい値記憶部４５は目標の減圧速度を記憶する。記憶される目標の減圧速度は一定の範囲であってもよい。調整判断部４７は、流体袋１３の内圧変化に基づいて弁２２の駆動電圧Ｅを決定すると共に、流体袋１３の減圧速度と記憶される目標の減圧速度と比較することで駆動電圧Ｅを調整する。
　図２２は、血圧計１”において測定スイッチ３２が操作されたタイミングで実行される処理の、第１の具体例を示すフローチャートである。図２２のフローチャートに示される処理は、ＣＰＵ４０がメモリ６に記憶されている所定のプログラムを実行することにより実現される。図２２において図２のフローチャートと同じステップ番号が付された処理は血圧計１における処理と同様である。
　図２２を参照して、ＣＰＵ４０は、操作部３からの操作信号の入力を監視し、測定スイッチ３２が操作されたことを検知すると、血圧計１におけるステップＳ１０１での周長情報の取得を行なうことなく、ステップＳ１０３、Ｓ１０５でポンプ駆動回路２６に制御信号を出力し、流体袋１３が予め規定されている所定の圧力に達するまで流体袋１３を加圧する。所定の圧力に達すると（ステップＳ１０５でＹＥＳ）、ステップＳ１０７でＣＰＵ４０はポンプ駆動回路２６に制御信号を出力し、流体袋１３の加圧を停止する。このポイントが最高加圧点に相当する。
　その後、ステップＳ１０９での駆動電圧Ｅを決定するための処理に替えて、ステップＳ５０１～Ｓ５０９の処理を行なう。すなわち、ステップＳ１０７で流体袋１３の加圧を停止した後、ステップＳ５０１でポンプ駆動回路２６に制御信号を出力し、減圧を開始する。減圧過程において、調整期間内である場合、すなわち、流体袋１３の内圧と最高加圧点における内圧Ｐｍａｘとの差が２０mmHg以内である場合（Ｓ５０３でＹＥＳ）、ＣＰＵ４０は調整判断部４７において流体袋１３の内圧の減圧速度としきい値記憶部４５に記憶されている目標の減圧速度である１５mmHg/secとを比較してこれらが一致しない場合には、または１５mmHg/secから所定範囲内にない場合には（Ｓ５０３でＮＯ）、ステップＳ５０７で予め規定されている補正量△Ｖを加算して現在の弁２２の駆動電圧を補正する。または、たとえば次のような演算を行なって補正量△Ｖを算出し、駆動電圧Ｅを補正してもよい：
　　△Ｖ＝Ａ（Ｖｔ－Ｖ）＋Ｂ、
ただし、Ａは補正係数（ゲイン）、Ｂは補正係数（オフセット）、Ｖｔは目標の減圧速度、およびＶは流体袋１３の減圧速度とする。
　このステップＳ５０５，Ｓ５０７の駆動電圧Ｅの補正は、調整期間内で流体袋１３の内圧の減圧速度が目標の減圧速度である１５mmHg/secと一致または所定範囲内となるまで繰り返される。そして、流体袋１３の内圧の減圧速度が目標の減圧速度である１５mmHg/secと一致または所定範囲内となった場合（Ｓ５０５でＹＥＳ）、または調整期間が終了、すなわち流体袋１３の内圧が最高加圧点における内圧Ｐｍａｘから２０mmHgよりも減圧された場合（Ｓ５０３でＮＯ）、ＣＰＵ４０は調整判断部４７においてその時点で設定されている駆動電圧Ｅを以降の弁２２の駆動電圧Ｅと決定し、駆動電圧Ｅを保持して弁２２を駆動させるよう制御信号を弁駆動回路２７に出力して流体袋１３の減圧を続行する。
　以降、図２のステップＳ１１３～Ｓ１１７と同様に、ステップＳ５０５で固定された駆動電圧Ｅの下での測定値から血圧値が算出され、一連の処理が終了する。
　血圧計１”で以上の処理が行なわれることで、弁２２の駆動電圧Ｅが最高加圧点から調整点までの間に調整され、弁２２に対する製造バラツキや環境条件の変化や置き方（傾き具合）の影響を排し、流体袋１３の圧力変化を図１８の（Ａ）の曲線（３）に近づけることができる。これにより、弁２２に対して製造バラツキや環境条件の変化や置き方（傾き具合）の影響がある場合であっても、血管の容積変化の検出精度を一定に近づけることができ、測定精度を向上させることができる。
　また、このような制御を行なうことで、血圧計１等で必要であった周長情報を取得し、周長に応じて駆動電圧Ｅを決定するための処理が不要となる。これにより、測定全体の時間を短縮することができ、被験者の負担を軽減させることができる。
　なお、上の例では調整点の後の固定期間においては弁２２の駆動電圧Ｅを調整後の電圧に固定するものとしているが、被測定者の最高血圧と最低血圧との差（血圧幅）が大きい場合、血圧値算出に必要な測定終了後も流体袋１３の内圧が血圧幅内に長く留まる場合がある。血圧値算出に必要な測定としては、先に述べたような、減圧時の最高血圧と最低血圧との間に測定される脈拍数が５程度となる測定が挙げられる。従って、それ以上測定が継続すると流体袋１３による測定部位の圧迫が継続することになるため、被験者の負担が増加することになる。そこで、好ましくは、血圧計１”のＣＰＵ４０は、図２３に示される処理を実行する。
　すなわち、図２３を参照して、ＣＰＵ４０は、ステップＳ５０９まで上述と同様の処理をした後、調整判断部４７において、その後の測定処理で流体袋１３の内圧変化から測定された脈拍の数を監視する。調整判断部４７には予め血圧値の算出に必要な脈拍数としてたとえば「５」などが記憶されている。測定された脈拍の数が記憶されている必要な脈拍数以上となったことが検出されると（Ｓ５１１でＹＥＳ）、調整判断部４７は、流体袋１３の内圧の減圧速度と、予めしきい値記憶部４５に記憶されている、適切な減圧速度を判断するためのしきい値とする減圧速度とを比較する。流体袋１３の内圧の減圧速度がしきい値とする減圧速度よりも小さい場合、すなわち減圧速度が遅い場合（Ｓ５１３でＮＯ）、ステップＳ５１５で調整判断部４７は、予め規定されている補正量△Ｖ’を加算して現在の弁２２の駆動電圧を補正する。または、補正量△Ｖと同様に算出してもよい。
　このように、流体袋１３の内圧が低圧となった段階で追加的に弁２２の駆動電圧Ｅを調整することで、血圧幅の大きい被験者に対する負担を軽減することができる。
　なお、血圧計１”では、図１９、図２０を用いて説明された原理を用いて、調整判断部４７が流体袋１３の減圧速度としきい値記憶部４５は予め記憶されている目標の減圧速度とを比較するものとしている。しかしながら、これは一例であって、流体袋１３の内圧変化を図１８の（Ａ）の曲線（３）に示された想定される曲線に近づけるような弁２２の駆動電圧Ｅの調整であれば他の方法であってもよい。たとえば、弁２２での消費電流を測定する測定機構を備える場合、しきい値記憶部４５に予め目標の電流値を記憶しておき、弁２２での消費電流値と記憶される目標の電流値とを比較することで駆動電圧Ｅを調整するようにしてもよい。または、調整判断部４７は、弁２２の駆動電圧Ｅに替えて消費電流を調整してもよい。または、しきい値記憶部４５が予め環境条件や置き方（傾き具合）とその条件に適した駆動電圧Ｅとの対応を記憶しておき、調整判断部４７が検出された環境条件や置き方（傾き具合）に対応した駆動電圧Ｅを読み出して設定するようにしてもよい。さらにこの場合、調整判断部４７は、操作部３から環境条件の入力を受け付けて調整に用いてもよい。
　今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて請求の範囲によって示され、請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
　１，１’，１”計１　血圧計、２　本体、３　操作部、４　表示部、５　カフ、６，７　メモリ、９　フィルタ、１０　チューブ、１３　流体袋、３１　電源スイッチ、２１　ポンプ、２２　弁、２３　圧力センサ、２６　ポンプ駆動回路、２７　弁駆動回路、２８　発振回路、３２　測定スイッチ、３３　停止スイッチ、３４　記録呼出スイッチ、４０　ＣＰＵ、４１　周長情報取得部、４３　弁駆動電圧決定部、４５　しきい値記憶部、４７　調整判断部、５１　ポンプ、５２　弁、５３　電源、５４　タンク、５５　流量計、５６　ポンプ駆動回路、５７　弁駆動回路。

Claims (13)

  1. 　流体袋と、
    　前記流体袋に流体を注入して加圧するための加圧部と、
    　前記流体袋に備えられる弁を含み、前記流体袋から流体を排出して減圧するための減圧部と、
    　前記流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、
    　前記減圧部によって前記流体袋から流体を排出する減圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて、血圧値を算出するための血圧測定部と、
    　前記加圧部、前記減圧部、および前記血圧測定部を制御するための制御部とを備え、
    　前記制御部は、
    　前記減圧過程において前記排出量が前記流体袋の減圧速度と比例関係となるように前記減圧部での前記流体の排出量を制御するための制御量である前記弁のギャップを決定し、前記減圧過程において前記弁のギャップを決定されたギャップに保持するよう制御することで前記排出量を制御し、
    　前記減圧過程の開始から所定の期間に、前記流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように前記決定された制御量を調整することで、前記弁の製造バラツキの影響を補正する、血圧測定装置。
  2. 　前記制御部は、前記所定の期間の後の測定時に、前記流体袋の減圧速度が所定速度よりも速くなるように前記調整された制御量をさらに調整する、請求の範囲第１項に記載の血圧測定装置。
  3. 　前記制御部は、前記減圧過程において前記流体袋の内圧に重畳する脈圧を所定回数以上検出すると、前記調整された制御量をさらに調整する、請求の範囲第２項に記載の血圧測定装置。
  4. 　前記制御部は、前記制御量として前記弁を駆動させるための駆動電圧を調整する、請求の範囲第１項に記載の血圧測定装置。
  5. 　前記制御部は、前記制御量として前記弁の消費電流を調整する、請求の範囲第１項に記載の血圧測定装置。
  6. 　前記制御部は前記弁の消費電流としきい値とを比較することで前記流体袋の減圧速度が所定範囲内であるか否かを判断する、請求の範囲第１項に記載の血圧測定装置。
  7. 　前記所定の期間は、前記減圧過程の開始から、前記減圧過程において前記流体袋の内圧に最初に脈波が重畳するよりも少なくとも一拍の脈拍分以前までの期間である、請求の範囲第１項に記載の血圧測定装置。
  8. 　前記制御部は、前記流体袋の内圧が最高血圧から最低血圧まで変化する時間内に所定数以上の脈拍数が含まれる減圧速度となるように前記制御量である前記弁のギャップを決定する、請求の範囲第１項に記載の血圧測定装置。
  9. 　流体袋と、
    　前記流体袋に流体を注入して加圧するための加圧部と、
    　前記流体袋に備えられる弁を含み、前記流体袋から流体を排出して減圧するための減圧部と、
    　前記流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、
    　前記減圧部によって前記流体袋から流体を排出する減圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて、血圧値を算出するための血圧測定部と、
    　前記加圧部、前記減圧部、および前記血圧測定部を制御するための制御部とを備え、
    　前記制御部は、
    　前記減圧過程において前記排出量が前記流体袋の減圧速度と比例関係となるように前記減圧部での前記流体の排出量を制御するための制御量である前記弁のギャップを決定し、前記減圧過程において前記弁のギャップを決定されたギャップに保持するよう制御することで前記排出量を制御し、
    　前記減圧過程の開始から所定の期間に、前記流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように前記決定された制御量を調整することで、気温および湿度などの環境条件の影響を補正する、血圧測定装置。
  10. 　前記環境条件の入力するための入力部をさらに備える、請求の範囲第９項に記載の血圧測定装置。
  11. 　流体袋と、
    　前記流体袋に流体を注入して加圧するための加圧部と、
    　前記流体袋に備えられる弁を含み、前記流体袋から流体を排出して減圧するための減圧部と、
    　前記流体袋の内圧変化を測定するためのセンサと、
    　前記減圧部によって前記流体袋から流体を排出する減圧過程において前記センサで得られる前記流体袋の内圧変化に基づいて、血圧値を算出するための血圧測定部と、
    　前記加圧部、前記減圧部、および前記血圧測定部を制御するための制御部とを備え、
    　前記制御部は、
    　前記減圧過程において前記排出量が前記流体袋の減圧速度と比例関係となるように前記減圧部での前記流体の排出量を制御するための制御量である前記弁のギャップを決定し、前記減圧過程において前記弁のギャップを決定されたギャップに保持するよう制御することで前記排出量を制御し、
    　前記減圧過程の開始から所定の期間に、前記流体袋の減圧速度が所定範囲内となるように前記決定された制御量を調整することで、前記弁の設置傾きの影響を補正する、血圧測定装置。
  12. 　流体袋と、前記流体袋の内圧変化に基づいて血圧値を算出するための演算部とを含んだ電子血圧計の制御方法であって、
    　前記流体袋には弁が備えられ、
    　前記流体袋を所定の圧力まで加圧するステップと、
    　前記加圧の後、前記弁の駆動するための電圧を決定するステップと、
    　前記決定された電圧で前記弁を駆動することで、前記弁のギャップを決定されたギャップに保持して前記流体袋を減圧するステップと、
    　前記減圧過程における前記流体袋の内圧変化から血圧値を算出するステップと、
    　前記血圧値を出力するステップとを備え、
    　前記弁の駆動するための電圧を決定するステップでは、前記流体の排出量を制御するための制御量としての前記弁のギャップが、前記減圧過程において前記排出量が前記流体袋の減圧速度と比例関係となるように決定する、電子血圧計の制御方法。
  13. 　流体袋と、前記流体袋の内圧変化に基づいて血圧値を算出するための演算部とを含んだ電子血圧計に血圧測定の動作を実行させるためのプログラムであって、
    　前記流体袋には弁が備えられ、
    　前記流体袋を所定の圧力まで加圧するステップと、
    　前記加圧の後、前記弁の駆動するための電圧を決定するステップと、
    　前記決定された電圧で前記弁を駆動することで、前記弁のギャップを決定されたギャップに保持して前記流体袋を減圧するステップと、
    　前記減圧過程における前記流体袋の内圧変化から血圧値を算出するステップと、
    　前記血圧値を出力するステップとを前記電子血圧計に実行させ、
    　前記弁の駆動するための電圧を決定するステップでは、前記流体の排出量を制御するための制御量としての前記弁のギャップが、前記減圧過程において前記排出量が前記流体袋の減圧速度と比例関係となるように決定する、電子血圧計の制御プログラム。
PCT/JP2010/070354 2009-11-20 2010-11-16 血圧測定装置、電子血圧計の制御方法、および電子血圧計の制御プログラム WO2011062154A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE112010004509T DE112010004509T5 (de) 2009-11-20 2010-11-16 Blutdruckmesseinrichtung, steuerverfahren eines elektronischen blutdruckmessgerätes und steuerprogramm des elektronischen blutdruckmessgerätes
CN201080052718.5A CN102665538B (zh) 2009-11-20 2010-11-16 血压测定装置
US13/476,396 US9596996B2 (en) 2009-11-20 2012-05-21 Blood pressure measurement device, control method of electronic sphygmomanometer and control program of electronic sphygmomanometer

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2009-265206 2009-11-20
JP2009265206A JP5233967B2 (ja) 2009-11-20 2009-11-20 血圧測定装置

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US13/476,396 Continuation US9596996B2 (en) 2009-11-20 2012-05-21 Blood pressure measurement device, control method of electronic sphygmomanometer and control program of electronic sphygmomanometer

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2011062154A1 true WO2011062154A1 (ja) 2011-05-26

Family

ID=44059632

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2010/070354 WO2011062154A1 (ja) 2009-11-20 2010-11-16 血圧測定装置、電子血圧計の制御方法、および電子血圧計の制御プログラム

Country Status (5)

Country Link
US (1) US9596996B2 (ja)
JP (1) JP5233967B2 (ja)
CN (1) CN102665538B (ja)
DE (1) DE112010004509T5 (ja)
WO (1) WO2011062154A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103889320A (zh) * 2011-10-26 2014-06-25 欧姆龙健康医疗事业株式会社 电子血压计
US20140316290A1 (en) * 2011-10-26 2014-10-23 Omron Healthcare Co., Ltd., Electronic blood pressure meter

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20170024985A (ko) 2015-08-27 2017-03-08 삼성전자주식회사 무동력 가압부를 갖는 혈압계
CN105852834A (zh) * 2016-06-03 2016-08-17 广州中科新知科技有限公司 血压测量系统及其操作方法
JP6847721B2 (ja) * 2017-03-14 2021-03-24 オムロン株式会社 情報処理装置、情報処理方法及びそのプログラム

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6335230A (ja) * 1986-07-28 1988-02-15 オムロン株式会社 電子血圧計
JP2008099819A (ja) * 2006-10-18 2008-05-01 Citizen Holdings Co Ltd 電子血圧計

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE69025095T2 (de) * 1989-05-25 1996-08-22 Omron Tateisi Electronics Co Elektrisches Blutdruckmessgerät
JPH0767136B2 (ja) 1989-09-21 1995-07-19 大日本スクリーン製造株式会社 画像処理装置
JPH04250133A (ja) 1991-01-28 1992-09-07 Matsushita Electric Works Ltd 血圧計の定速排気装置
JP3113737B2 (ja) 1992-06-03 2000-12-04 テルモ株式会社 電子血圧計
JPH06245911A (ja) 1993-02-23 1994-09-06 Matsushita Electric Works Ltd 血圧計
JP3423067B2 (ja) * 1994-05-23 2003-07-07 日本コーリン株式会社 リニヤ昇圧型血圧測定装置
DE19854305A1 (de) * 1998-11-25 2000-05-31 Bosch Gmbh Robert Verfahren und Vorrichtung zur Ansteuerung eines elektromagnetischen Verbrauchers
ES2249211T3 (es) * 1999-04-28 2006-04-01 Omron Healthcare Co., Ltd. Esfigmomanometro electronico con regimen ajustable de alivio de la presion.
JP3149873B2 (ja) * 1999-09-08 2001-03-26 オムロン株式会社 電子血圧計
US7572225B2 (en) * 2003-09-18 2009-08-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Sleep logbook
KR100679972B1 (ko) * 2004-02-24 2007-02-08 마츠시다 덴코 가부시키가이샤 혈압계
DE602005020470D1 (en) * 2004-09-10 2010-05-20 Terumo Corp Sphygmomanometer
US8740789B2 (en) * 2005-03-03 2014-06-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Automatic etiology sequencing system and method
JP4511489B2 (ja) * 2006-04-11 2010-07-28 日本精密測器株式会社 電動排気弁及び血圧計
JP4702216B2 (ja) * 2006-08-03 2011-06-15 オムロンヘルスケア株式会社 電子血圧計およびその制御方法
JP4153543B2 (ja) * 2006-10-27 2008-09-24 シチズンホールディングス株式会社 電子血圧計
CN201046118Y (zh) * 2007-03-09 2008-04-16 上海上达医用仪表厂有限公司 血压测量器中的可调式三通道自动放气阀
US20110201898A1 (en) * 2010-02-17 2011-08-18 Benco David S Wireless healthcare smart grid

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6335230A (ja) * 1986-07-28 1988-02-15 オムロン株式会社 電子血圧計
JP2008099819A (ja) * 2006-10-18 2008-05-01 Citizen Holdings Co Ltd 電子血圧計

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103889320A (zh) * 2011-10-26 2014-06-25 欧姆龙健康医疗事业株式会社 电子血压计
US20140257116A1 (en) * 2011-10-26 2014-09-11 Omron Healthcare Co., Ltd. Electronic blood pressure meter
US20140316290A1 (en) * 2011-10-26 2014-10-23 Omron Healthcare Co., Ltd., Electronic blood pressure meter
US9017264B2 (en) * 2011-10-26 2015-04-28 Omron Healthcare Co., Ltd. Electronic blood pressure meter
US9138152B2 (en) * 2011-10-26 2015-09-22 Omron Healthcare Co., Ltd. Electronic blood pressure meter
CN103889320B (zh) * 2011-10-26 2016-08-17 欧姆龙健康医疗事业株式会社 电子血压计

Also Published As

Publication number Publication date
CN102665538B (zh) 2014-10-29
CN102665538A (zh) 2012-09-12
US9596996B2 (en) 2017-03-21
US20120232412A1 (en) 2012-09-13
JP2011104269A (ja) 2011-06-02
DE112010004509T5 (de) 2012-10-04
JP5233967B2 (ja) 2013-07-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US7118535B2 (en) Electronic blood pressure measurement device and blood pressure measuring method
US9706933B2 (en) Blood pressure measurement device
US9377344B2 (en) Electronic sphygmomanometer and blood pressure measurement method
KR100966869B1 (ko) 혈압값을 산출하는 전자 혈압계
JP4325639B2 (ja) 血圧測定装置
KR101395362B1 (ko) 개선된 정맥 확장 시스템
WO2011062154A1 (ja) 血圧測定装置、電子血圧計の制御方法、および電子血圧計の制御プログラム
US9642541B2 (en) Blood pressure measurement device
JP4134234B1 (ja) 電子血圧計
JP5565164B2 (ja) 電子血圧計
TWI437975B (zh) 能精確測定血壓之血壓測定裝置
JP5228619B2 (ja) 血圧測定装置
JP5228620B2 (ja) 血圧測定装置
JP5169482B2 (ja) 血圧測定装置
KR100961158B1 (ko) 혈압 측정장치 및 이를 이용한 혈압 측정방법
JP5112767B2 (ja) 血圧測定装置
JP2007151940A (ja) 電子血圧計
JP2012115413A (ja) 電子血圧計
JP3429359B2 (ja) 血圧測定装置
JP5529406B2 (ja) 電子血圧計及びその制御方法

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201080052718.5

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 10831548

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 1120100045097

Country of ref document: DE

Ref document number: 112010004509

Country of ref document: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 10831548

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1