WO2013061779A9 - 電子血圧計 - Google Patents

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WO2013061779A9
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pressurization
cuff
unit
blood pressure
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小林　達矢
祐輝 山下
広幸 木下
佐藤　博則
藤井　健司
幸哉 澤野井
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オムロンヘルスケア株式会社
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    • 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
    • A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
    • A61B5/02116—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics of pulse wave amplitude
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • 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

Definitions

  • the present invention relates to an electronic sphygmomanometer, and more particularly to an electronic sphygmomanometer that measures blood pressure using a pulse wave detected from a measurement site.
  • Blood pressure is one of the indices for analyzing circulatory diseases, and risk analysis based on blood pressure is effective in preventing cardiovascular diseases such as stroke, heart failure and myocardial infarction.
  • diagnosis has been performed based on blood pressure (anytime blood pressure) measured at a medical institution such as when visiting a hospital or during a medical examination.
  • blood pressure measured at home home blood pressure
  • blood pressure monitors used at home have become widespread.
  • Blood pressure measurement by the oscillometric method is to wrap the cuff around a measurement site such as the upper arm, pressurize the cuff internal pressure (cuff pressure) by a predetermined pressure (for example, 30 mmHg) higher than the systolic blood pressure, and then gradually or stepwise. Reduce the cuff pressure.
  • the volume change of the artery is detected as a pressure change (pulse wave amplitude) superimposed on the cuff pressure, and the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure are determined from the change in the pulse wave amplitude.
  • the blood pressure can be measured by detecting the amplitude of the pulse wave generated in the process of increasing the cuff pressure.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2006-129920
  • the constant speed pressurization control or the constant speed depressurization control is based on the difference between the average speed and the target speed so that the average speed becomes the target speed.
  • the valve drive voltage is feedback controlled.
  • the feedback-controlled pump a motor-driven pump or a piezoelectric pump can be used.
  • the structure of the piezoelectric pump is disclosed in, for example, Patent Document 2 (Japanese Patent Laid-Open No. 2009-74418).
  • Patent Document 3 Japanese Patent Laid-Open No. 5-42114 describes a method for determining the pressurization speed from the battery voltage.
  • FIG. 33 schematically shows the relationship between the output flow rate of the pump of the conventional blood pressure monitor and the cuff pressure.
  • FIG. 34 schematically shows the relationship between cuff pressure constant speed pressurization and pump drive voltage of a conventional blood pressure monitor.
  • miniaturization and cost reduction are required from the viewpoint of improving usability, and the pump is small to meet this demand.
  • the size of the pump and the output flow rate of a fluid such as air from the pump are in a trade-off relationship.
  • an object of the present invention is to provide an electronic sphygmomanometer that can accurately measure blood pressure regardless of a change in voltage for driving the electronic sphygmomanometer.
  • An electronic sphygmomanometer includes a cuff wound around a measurement site of a measurement subject, a pump for outputting fluid in the cuff, and the pump according to a driving voltage.
  • a control unit that controls to pressurize at a pressurization speed target, a pressure detection unit that detects a cuff pressure signal that represents the cuff pressure in the cuff, and a cuff pressure signal that is detected by the pressure detection unit are superimposed.
  • a blood pressure calculation unit for calculating the blood pressure value based on the pulse wave, and the pressurization speed target is variably changed in the pressurization process in which the cuff pressure starts to be pressurized at the initial pressurization speed target and the pressurization is continued.
  • a target change unit, and the target change unit variably changes the pressurization speed target so that the drive voltage measured in the pressurization process falls within a voltage range corresponding to a range that the pump can output. .
  • blood pressure can be accurately measured regardless of changes in the voltage for driving.
  • FIG. 3 is a block diagram illustrating a hardware configuration of the electronic blood pressure monitor according to Embodiment 1.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a functional configuration of the electronic blood pressure monitor according to Embodiment 1.
  • FIG. It is a figure explaining the influence which pressurization speed has on a pulse wave amplitude, and amplitude correction of a pulse wave. It is a figure explaining the influence which pressurization speed has on a pulse wave amplitude, and amplitude correction of a pulse wave. It is a figure which shows a cuff compliance characteristic. It is a figure which shows the table which stores the correction coefficient which concerns on Embodiment 1.
  • FIG. 6 is a diagram schematically illustrating correction of pulse wave amplitude according to the first embodiment. It is a figure which shows the table referred in order to estimate the perimeter based on Embodiment 1.
  • FIG. 3 is a graph of cuff pressure-pressurization time characteristics (in the case of appropriate winding) according to the first embodiment. 3 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the first embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining the timing at which a pulse wave is detected in the pressurizing process according to the second embodiment.
  • 6 is a functional block diagram showing a functional configuration of an electronic blood pressure monitor according to Embodiment 2.
  • FIG. 10 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the second embodiment.
  • FIG. 10 is a functional block diagram showing a functional configuration of an electronic blood pressure monitor according to Embodiment 3. It is a figure which shows the table for determining the pressurization speed target which concerns on Embodiment 3.
  • FIG. 10 is a block diagram illustrating a hardware configuration of an electronic sphygmomanometer according to a fourth embodiment. It is a block diagram which shows the function structure of the electronic blood pressure monitor which concerns on Embodiment 4.
  • FIG. 10 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the fourth embodiment. It is a figure which shows typically the content of the table which concerns on Embodiment 4.
  • FIG. FIG. 10 is a block diagram showing a functional configuration of an electronic sphygmomanometer according to a fifth embodiment.
  • FIG. 10 is a graph for explaining a method of determining a constant voltage value according to the fifth embodiment.
  • 10 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the fifth embodiment.
  • FIG. 10 is a block diagram showing a functional configuration of an electronic sphygmomanometer according to a sixth embodiment.
  • 18 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the sixth embodiment. It is a graph which shows the relationship between the power consumption of an electronic blood pressure monitor and a cuff pressure. It is a graph which shows the voltage drop of the battery of an electronic blood pressure monitor, and the relationship between cuff pressure.
  • FIG. 10 is a functional configuration diagram of an electronic sphygmomanometer according to a seventh embodiment. 18 is a process flowchart according to the seventh embodiment.
  • FIG. 18 is a graph for schematically showing the contents of a table according to the seventh embodiment.
  • FIG. 10 is a functional configuration diagram of an electronic sphygmomanometer according to an eighth embodiment.
  • 20 is a process flowchart according to the eighth embodiment.
  • 10 is a graph showing a relationship between a change start pressure and a pressurization time (measurement time) according to Embodiment 8. It is a figure which shows typically the relationship between the output flow volume of the pump of the conventional blood pressure meter, and a cuff pressure. It is a figure which shows typically the relationship between the constant velocity pressurization of the cuff pressure of a conventional blood pressure meter, and a pump drive voltage.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a hardware configuration of electronic blood pressure monitor 100 according to the present embodiment.
  • an electronic sphygmomanometer 100 includes a cuff 20 and an air system 300 that are attached to a blood pressure measurement site.
  • the cuff 20 includes an air bag 21.
  • the air bag 21 is connected to the air system 300 via the air tube 31.
  • the cuff 20 is wound around the upper arm, which is a measurement site, but it is not limited and may be a wrist.
  • the electronic sphygmomanometer 100 further centrally controls the display unit 40, the operation unit 41, and each unit to perform various arithmetic processes, a CPU (Central Processing Unit) 10, a program for causing the CPU 10 to perform predetermined operations, and various types It includes a memory unit 42 for storing data, a power source 44 for supplying power to each unit, and a clock unit 45 for performing a timing operation.
  • the memory unit 42 includes a nonvolatile memory (for example, a flash memory) for storing the measured blood pressure.
  • the operation unit 41 includes a power switch 41A that accepts an operation for turning the power on and off, a measurement switch 41B that accepts a measurement start operation, a stop switch 41C that accepts a measurement stop instruction operation, and a user (covered)
  • a user selection switch 41E for accepting an operation for selectively designating (measurement person) is provided.
  • the operation unit 41 also includes a switch (not shown) for receiving an operation for reading information such as measured blood pressure stored in the flash memory and displaying the information on the display unit.
  • the air system 300 includes a pressure sensor 32 for detecting the pressure in the air bladder 21 (hereinafter referred to as cuff pressure), a pump 51 for supplying air to the air bladder 21 to increase the cuff pressure, and air It includes a valve 52 that is opened and closed to evacuate or seal the bag 21 air.
  • the electronic sphygmomanometer 100 includes an oscillation circuit 33, a pump drive circuit 53, and a valve drive circuit 54 in association with the air system 300.
  • the pump 51, the valve 52, the pump drive circuit 53, and the valve drive circuit 54 correspond to the adjusting unit 30 for adjusting the cuff pressure.
  • the pump 51 may be a pump using a motor as a drive source, a piezoelectric micro pump using a piezoelectric element as a drive source, or the like.
  • the pressure sensor 32 is a capacitance type pressure sensor, and the capacitance value changes depending on the cuff pressure.
  • the oscillation circuit 33 outputs an oscillation frequency signal (hereinafter referred to as a pressure signal) corresponding to the capacitance value of the pressure sensor 32 to the CPU 10.
  • the CPU 10 detects the cuff pressure by converting the signal obtained from the oscillation circuit 33 into a pressure.
  • the pump drive circuit 53 controls the pump 51 based on a control signal given from the CPU 10.
  • the valve drive circuit 54 controls opening and closing of the valve 52 based on a control signal given from the CPU 10.
  • the fluid supplied to the cuff 20 is not limited to air, and may be a liquid or a gel, for example. Or it is not limited to fluid, Uniform microparticles, such as a microbead, may be sufficient.
  • FIG. 2 is a functional block diagram showing a functional configuration of electronic blood pressure monitor 100 according to the present embodiment.
  • the functional configuration is indicated by using the functions of the CPU 10 and its peripheral part.
  • the CPU 10 includes a pulse wave detection unit 118 and a pressure detection unit 112 for inputting a pressure signal from the oscillation circuit 33, an amplitude correction unit 113 for correcting the amplitude of the pulse wave, and an addition during blood pressure measurement.
  • a target changing unit 114 that changes a pressure speed target (hereinafter referred to as a pressurization speed target), a pressurization control unit 115 that outputs control signals to the pump drive circuit 53 and the valve drive circuit 54, a depressurization control unit 116, and a blood pressure value.
  • the pressurization control unit 115 and the decompression control unit 116 correspond to the drive control unit 111 for pressurizing the adjustment unit 30 during blood pressure measurement to pressurize the cuff pressure according to the pressurization speed target.
  • the pressurization control unit 115 and the pressure reduction control unit 116 transmit control signals to the pump drive circuit 53 and the valve drive circuit 54 in order to adjust the cuff pressure. Specifically, a control signal for increasing or decreasing the cuff pressure is output.
  • the blood pressure derivation process is performed by the blood pressure determination unit 117 in the process of increasing the cuff pressure with the pressurization speed target.
  • the pulse wave detection unit 118 detects a pulse wave signal representing a change in the volume of the artery superimposed on the pressure signal from the oscillation circuit 33 using a filter circuit. In order to detect the cuff pressure, the pressure detection unit 112 converts the pressure signal from the oscillation circuit 33 into a pressure value and outputs the pressure value.
  • the amplitude correction unit 113 includes a perimeter estimation unit 401 and a correction coefficient determination unit 402.
  • the cuff 20 is wound around the measurement site, for example, the upper arm (or wrist).
  • the perimeter estimation unit 401 estimates the length of the circumference (arm circumference) of the measurement site around which the cuff 20 is wound.
  • the correction coefficient determination unit 402 determines a coefficient for correcting the pulse wave amplitude based on the pressurization speed target before and after the change.
  • the cuff pressure corresponding to the pulse wave amplitude on the low cuff pressure side corresponding to 70% of the maximum value of the amplitude is determined as the diastolic blood pressure.
  • the pulse rate is calculated according to a known procedure using the pulse wave signal.
  • the amplitude correction unit 113 and the blood pressure determination unit 117 correspond to a blood pressure calculation unit for calculating blood pressure.
  • the discharge flow rate of the pump 51 is proportional to the voltage applied from the pump drive circuit 53.
  • the pump drive circuit 53 outputs a voltage signal corresponding to the control signal to the pump 51.
  • a voltage sensor (not shown) is provided at the output stage of the pump drive circuit 53, a voltage for driving the pump 51 is detected by the voltage sensor, and a drive voltage 511 indicating the detected voltage is output to the target changing unit 114.
  • the target changing unit 114 compares the drive voltage 511 with the drive voltage upper limit 512 inherent to the pump 51, and based on the comparison result, the condition (drive voltage 511> drive voltage upper limit 512) is satisfied, and the output of the pump 51 is If it is determined that the maximum is not sufficient, the pressure speed target is changed to be lowered. Then, feedback control is performed using the changed pressurization speed target. Thereby, the pressurization speed can be controlled at a constant speed within a range where the output of the pump 51 has a margin.
  • Pulse wave amplitude correction According to the oscillometric equation, blood pressure measurement accuracy depends on the pulse wave amplitude. Further, when the pressurization speed is changed, the pulse wave amplitude includes not only the blood vessel volume change component within one pulse wave but also the cuff pressure change speed component. It is necessary to correct so as to eliminate the error of the pulse wave amplitude caused by the component. Therefore, in the present embodiment, the pulse wave amplitude is corrected by eliminating the error caused by the change in the pressurization speed target described above.
  • 3 and 4 are data obtained by the inventors' experiments, and show the influence of the decompression speed in the decompression process on the pulse wave amplitude. Note that the principle shown in FIGS. 3 and 4 can be applied in the same way even in the pressurizing process.
  • FIGS. 3 and 4 the time change of the cuff pressure is shown in the lower stage, the time change of the cuff volume is shown in the middle stage, and the arterial blood vessel of the measurement site is shown in the upper stage in the cases where the decompression speed is fast and slow.
  • the time variation of the volume of is shown. These show changes in the same period.
  • the maximum change in cuff volume with respect to the baseline (shown by a dotted line) of the cuff volume waveform is shown in the middle stage.
  • the value varies depending on the decompression speed (that is, ⁇ Va ⁇ Vb).
  • the pulse wave calculated by the thickness of the measurement site is obtained even when the blood vessel volume changes similarly. It can be seen that the amplitudes are different.
  • the cuff compliance is a volume required to change the cuff pressure by 1 mmHg, and its unit is [ml / mmHg].
  • the pulse wave amplitude detected when the pressurization speed of the cuff 20 is changed needs to be determined according to the rate of change of the pressurization speed and the circumference of the measurement site.
  • the change rate of the pressurization speed is determined according to the change rate of the pressurization speed target, and the change rate indicates a ratio between the pressurization speed target before the change and the pressurization speed target after the change.
  • the memory unit 42 stores a table TB of FIG. 6 in which a correction coefficient ⁇ corresponding to the circumference L of the measurement region and the changed pressurization speed target V is stored.
  • a correction coefficient ⁇ corresponding to the circumference L of the measurement region and the changed pressurization speed target V is stored.
  • the correction coefficient ⁇ is stored in the table TB corresponding to each set of the peripheral length L and the change rate of the pressurization speed target. Note that the data in FIG. 6 is acquired in advance by an experiment or the like.
  • the circumference length L of the measurement site is estimated by the circumference length estimation unit 401 based on the pressure change characteristic immediately after the start of pressurization during blood pressure measurement.
  • the correction coefficient determination unit 402 searches the table TB based on the peripheral length L and the post-change pressurization speed target V, and the corresponding correction coefficient. Read ⁇ . Thereby, the correction coefficient ⁇ is determined.
  • the amplitude correction unit 113 extracts a pulse wave for each beat from the pulse wave signal (pressure signal) input from the pulse wave detection unit 118. Specifically, the difference between the current value of the pressure indicated by the pressure signal and the preceding value is calculated, it is determined whether the difference exceeds the reference, and the rising / falling point of the signal is extracted based on the determination result. Thereby, a pulse wave (one amplitude) can be extracted.
  • the amplitude correction unit 113 corrects the amplitude value of the pulse wave using the correction coefficient ⁇ . That is, the detected pulse wave amplitude value Amp is corrected by (Amp ⁇ ⁇ ).
  • the corrected pulse wave is output to the blood pressure determination unit 117.
  • the blood pressure determination unit 117 determines the blood pressure according to the oscillometric equation using the pulse wave whose amplitude is corrected.
  • FIG. 8 is a diagram showing an example of a table 433 that is referred to in order to estimate the measurement site circumference L according to the present embodiment.
  • the table 433 stores the constant speed pressurization time required to pressurize the cuff pressure by a predetermined pressure when the winding state of the cuff 20 around the measurement site is “appropriate winding” and the corresponding peripheral length L. .
  • the data in the table 433 is acquired in advance through experiments or the like.
  • FIG. 9 is a graph of cuff pressure-pressurization time characteristics (in the case of appropriate winding) according to the present embodiment.
  • the pressurization time required to supply the air of the fluid volume ⁇ V23 under constant speed pressurization is a constant time (here, time V23 from time V2 to time V3). .
  • the time V23 varies depending on the peripheral length L of the measurement site.
  • the time V23 becomes smaller and the perimeter becomes longer as the perimeter is shorter (thin arms) as shown in FIG.
  • the time V23 increases as the arm increases.
  • the peripheral length estimation unit 401 measures the time required for the cuff pressure to change from 0 mmHg (pressure P2) to 20 mmHg (pressure P3) by the clock unit 45 based on the detected cuff pressure after the start of pressurization. Then, the corresponding peripheral length L is acquired by searching the table 433 based on the measured time. The peripheral length L is given to the correction coefficient determination unit 402. The correction coefficient determination unit 402 searches the table TB based on the peripheral length L and the changed pressurization speed target V, and reads the corresponding correction coefficient ⁇ . Thereby, the correction coefficient ⁇ is determined.
  • the peripheral length L is estimated (measured) at the time of blood pressure measurement, but the measured person may operate and input the operation unit 41.
  • the peripheral length L may be stored in advance in the memory unit 42 for each person to be measured.
  • FIG. 10 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the present embodiment.
  • the program according to this flowchart is stored in advance in the memory unit 42, read from the memory unit 42 by the CPU 10, and executed.
  • step ST1 When the measurement subject operates the power switch 41A (or the measurement switch 41B) with the cuff 20 wound around the measurement site by “appropriate winding” (step ST1), the CPU 10 performs a predetermined initialization process, and thereafter The CPU 10 outputs a control signal for closing the valve 52 to the valve drive circuit 54. Thereby, the valve 52 is closed by the valve drive circuit 54 (step ST3).
  • “SW” means a switch.
  • the drive control unit 111 initially sets the pressurization speed target to a predetermined value (for example, 5.5 mmHg / sec), and outputs it to the pressurization control unit 115 (step ST5).
  • the pressurization control unit 115 outputs a control signal to the pump drive circuit 53 so that the cuff pressure is pressurized at a constant speed according to the pressurization speed target (5.5 mmHg / sec).
  • the pump drive circuit 53 outputs a drive signal (voltage signal) to the pump 51 so that the cuff pressure is pressurized at a constant pressurization speed target based on the control signal. Thereby, the cuff pressure is started at a constant pressure (step ST7).
  • the perimeter estimation unit 401 estimates the perimeter L of the measurement site according to the procedure described above (step ST9). Even during the estimation period, the cuff pressure is maintained at a constant speed (step ST11).
  • the constant speed pressurization is performed by feedback controlling the drive signal of the pump 51 as described above.
  • the target changing unit 114 sequentially inputs the driving voltage 511 of the pump 51, and the voltage value of the driving voltage 511 and a predetermined voltage value stored in the memory unit 42 (for example, the driving voltage upper limit 512 of the pump 51). ) And based on the comparison result, it is determined whether or not the condition (value of drive voltage 511> predetermined voltage value) is satisfied (step ST13).
  • step ST13 If it is determined that the condition is not satisfied (NO in step ST13), the process proceeds to step ST19.
  • the blood pressure determination unit 117 determines the blood pressure according to the oscillometric formula based on the pulse wave amplitude input from the amplitude correction unit 113 and the cuff pressure detected by the pressure detection unit 112 in the constant pressure pressurization process. Since the blood pressure cannot be determined during a period in which the pressure is not sufficiently applied (NO in step ST19), the process returns to step ST11, and the subsequent processes are repeated to advance the constant speed pressurization.
  • the decompression control unit 116 stops the pump 51 and outputs a control signal for opening the valve 52. Thereby, the air in the air bladder 21 is exhausted and the cuff pressure is reduced (step ST21).
  • the display control unit 120 displays the blood pressure and the pulse rate determined by the blood pressure determination unit 117 on the display unit 40 (step 40). ST23). The determined blood pressure and pulse rate are stored in the memory unit 42 together with the measurement time measured by the clock unit 45.
  • step ST13 when the target changing unit 114 determines that the condition (value of drive voltage 511> predetermined voltage value) is satisfied (YES in step ST13), that is, the output capability of the pump 51 has reached the upper limit. (See time T in FIG. 7), the pressure rate target is changed so as to decrease to a predetermined value (for example, 3.0 mmHg / sec) (step ST15). Then, constant speed pressurization by feedback control is continued using the pressurization speed target after the change. Thus, constant speed pressurization control is performed in a range where the output of the pump 51 has a margin.
  • the change of the pressurization speed target may be performed a plurality of times, or when the pressurization speed falls below the lower limit value, the measurement may be stopped and an error may be displayed.
  • the correction coefficient determination unit 402 searches the table TB based on the post-change pressurization speed target and the peripheral length L estimated in step ST9, and the corresponding correction coefficient ⁇ Read out. Using the read correction coefficient ⁇ , the pulse wave amplitude is corrected, and the corrected pulse wave amplitude is output to the blood pressure determining unit 117 (step ST17). Thereby, the blood pressure determination unit 117 determines the blood pressure using the corrected pulse wave amplitude and the cuff pressure. Thereafter, similarly to the above, the processes after step ST19 are repeated.
  • correction is performed by eliminating an error that occurs in the pulse wave amplitude due to a change in the constant speed pressurization speed due to the change in the pressurization speed target, and the blood pressure is corrected using the pulse wave amplitude after correction. Therefore, accurate blood pressure measurement can be performed.
  • the timing for changing the pressurization speed target is determined based on the drive voltage 511 of the pump 51.
  • the pressurization speed target depends on the blood pressure level.
  • the timing for changing the target may be determined. That is, since the cuff pressure at which the pulse wave is detected after the pressurization is started differs depending on the level of the blood pressure, the pressurization speed target is changed based on the difference in the cuff pressure at which the pulse wave is detected. The timing may be different.
  • the pressurization speed is controlled at a constant speed as long as the condition (driving voltage 511 ⁇ driving voltage upper limit 512) is satisfied, that is, the output of the pump 51 has a margin.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating the timing at which a pulse wave is detected in the pressurizing process according to the second embodiment.
  • 11A and 11B show a change in the driving voltage 511 over time in the pressurization process and a change in the cuff pressure on which the pulse wave is superimposed.
  • the range of cuff pressure at which the pulse wave appears in the pressurizing process of constant velocity pressurization is low.
  • blood pressure measurement can be completed without changing the pressure speed target.
  • FIG. 12 is a functional block diagram showing a functional configuration of the electronic blood pressure monitor 100A according to the present embodiment.
  • the functional configuration is indicated by using the functions of the CPU 10 and its peripheral part.
  • the electronic blood pressure monitor 100A in FIG. 12 includes a target changing unit 114A in place of the target changing unit 114.
  • the target changing unit 114A inputs the cuff pressure detected by the pressure detecting unit 112.
  • the target changing unit 114A includes a pulse wave counting unit 121 that counts the number of pulse waves output from the pulse wave detecting unit 118, and changes the pressurization speed target based on the count value.
  • FIG. 13 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the present embodiment.
  • the program according to this flowchart is stored in advance in the memory unit 42, read from the memory unit 42 by the CPU 10, and executed.
  • the blood pressure measurement process according to the present embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG.
  • the pulse wave counting unit 121 counts a pulse wave detected after starting pressurization, and the target changing unit 114A compares the count value with a predetermined value (for example, 2 beats), and compares It is determined whether it is larger than a predetermined value based on the result (step ST13b).
  • a predetermined value for example, 2 beats
  • step ST13b If it is determined that the detected pulse wave number is equal to or less than the predetermined value (NO in step ST13b), it is estimated that the person to be measured has high blood pressure, and thus the target changing unit 114A changes the pressurization speed target. (NO in step ST13c, step ST15).
  • the pressurization speed target is reduced to a predetermined value (for example, 3.0 mmHg / sec) (step ST15), and constant pressure pressurization is executed using the post-change pressurization speed target.
  • a predetermined value for example, 3.0 mmHg / sec
  • step ST13c When the pressurization speed target is changed (YES in step ST13c), the amplitude correction unit 113 corrects the pulse wave amplitude in the same manner as described above, and the blood pressure determination unit 117 uses the corrected pulse wave amplitude. Processing is performed for blood pressure determination (step ST17). Thereafter, processing similar to that described above (step ST19 to step ST23) is performed.
  • step ST13a and step ST13b the pressurization speed target is changed while the count value of the pulse wave is determined to be equal to or less than the predetermined value during the period when the cuff pressure is less than the predetermined pressure (YES in step ST13a, YES in step ST13b).
  • the constant speed pressurization continues without being performed.
  • the measurement subject may input information indicating whether the blood pressure is high or low from the operation unit 41 in advance.
  • the blood pressure measured in the past of the measurement subject may be read from the memory unit 42, compared with the reference blood pressure, and based on the result, it may be determined whether the blood pressure is high or low.
  • the predetermined range of the cuff pressure to be counted is not limited to this range.
  • the level of the blood pressure of the measurement subject is estimated based on the pulse wave number detected in a relatively early period from the start of pressurization, and the pressurization speed target is changed based on the result.
  • the blood pressure can be determined without changing the pressure speed target, that is, without correcting the pulse wave amplitude.
  • the pressure target after the change is a fixed value of a predetermined value (for example, 3.0 mmHg / sec).
  • a predetermined value for example, 3.0 mmHg / sec.
  • the pump 51 is required to have a high output (a large discharge amount). Therefore, in order to pressurize quickly, it is desirable to determine the pressurization speed target based on the peripheral length L.
  • the pressurization speed is controlled at a constant speed within a range where the condition of (drive voltage 511 ⁇ drive voltage upper limit 512) is satisfied, that is, within a range where the output of the pump 51 has a margin.
  • FIG. 14 is a functional block diagram showing a functional configuration of the electronic sphygmomanometer 100B according to the third embodiment.
  • the functional configuration is indicated by using the functions of the CPU 10 and its peripheral part.
  • FIG. 15 is a diagram showing a table TB1 for determining a pressurization speed target according to the present embodiment.
  • electronic blood pressure monitor 100 ⁇ / b> B includes target changing unit 114 ⁇ / b> B instead of target changing unit 114.
  • the target changing unit 114B inputs the peripheral length L estimated by the peripheral length estimation unit 401, searches the table TB1 of FIG. 15 based on the peripheral length L, and determines the pressure target after the change.
  • the table TB1 is stored in the memory unit 42 in advance.
  • the target determining unit 122 searches the table TB1 based on the estimated peripheral length L and reads the corresponding pressurization speed v.
  • the target changing unit 114B determines the read pressurization speed v as the post-change pressurization speed target.
  • the target determining unit 122 may be included in the target changing unit 114A of the electronic sphygmomanometer 100A of FIG.
  • the pressurization speed target can be set according to the peripheral length L of the measurement site, and constant pressure can be applied.
  • the determination method is not limited to this, and when the power supply 44 is a battery, the timing for changing the pressurization speed target may be determined based on the voltage between the terminals of the battery (hereinafter referred to as the battery voltage). That is, in the electronic sphygmomanometer, the part that consumes much power during blood pressure measurement is a pump, and the pressurization speed of the pump can be considered to be proportional to the battery voltage.
  • the function of correcting the amplitude can be applied in accordance with the change of the above-described pressurization speed target.
  • FIG. 16 is a block diagram showing a hardware configuration of electronic sphygmomanometer 100C according to the fourth embodiment
  • FIG. 17 is a block diagram showing a functional configuration of electronic sphygmomanometer 100C according to the fourth embodiment.
  • electronic blood pressure monitor 100 ⁇ / b> C basically has the same configuration as that shown in FIG. 1, but includes air system 300 ⁇ / b> C instead of air system 300, and adjusts instead of adjustment unit 30. It is different in that the unit 30C is provided, the power supply 44C is provided instead of the power supply 44, and the consumption current measuring circuit 28 is additionally provided. Therefore, differences will be described.
  • the air system 300C includes the piezoelectric pump 26 instead of the pump 51, but the other configuration is the same as the air system 300.
  • the adjustment unit 30 ⁇ / b> C includes a piezoelectric pump 26 and a piezoelectric pump drive circuit 27 instead of the pump 51 and the pump drive circuit 53, but the other configurations are the same as those of the adjustment unit 30.
  • the piezoelectric pump 26 is a micro pump using a piezoelectric element as a drive source.
  • the piezoelectric pump 26 includes a piezoelectric actuator that is driven by a vibration control voltage signal 273, a diaphragm laminated on the piezoelectric actuator, and a pump chamber that is compressed and expanded by displacement, that is, vibration of the diaphragm. The air is supplied to the cuff 20 through.
  • the piezoelectric pump drive circuit 27 generates and outputs a vibration control voltage signal 273 based on the voltage control signal 271 and the frequency control signal 272 from the CPU 10.
  • the frequency control signal 272 matches the resonance frequency determined from the dimensions of the piezoelectric actuator and the diaphragm laminated thereon, and data of the resonance frequency is stored in the memory unit 42 in advance.
  • the voltage control signal 271 indicates a voltage value determined based on the pressurization speed target by the feedback control described above.
  • the piezoelectric pump drive circuit 27 generates a vibration control voltage signal 273 that is an AC voltage signal near the resonance frequency based on the voltage control signal 271 and the frequency control signal 272 and applies it to the piezoelectric actuator.
  • the current consumption measurement circuit 28 measures the current consumption in the piezoelectric pump drive circuit 27 using a current sensor or the like, and outputs the current consumption value to the CPU 10.
  • the current consumption of the other parts excluding the piezoelectric pump drive circuit 27 is small, so the current consumption of the piezoelectric pump drive circuit 27 is regarded as the current consumed by the electronic sphygmomanometer 100C during operation.
  • the power supply 44C includes a detachable battery 443 and an A / D (Analog / digital) converter 442 that converts the battery voltage of the battery 443 into digital data and outputs voltage data 513 indicating the battery voltage value to the CPU 10.
  • a non-chargeable primary battery such as a dry battery or a rechargeable secondary battery can be used.
  • the pressure sensor 32 is a capacitance type pressure sensor, and the capacitance value changes depending on the cuff pressure.
  • the pressure sensor 32 outputs a signal corresponding to the cuff pressure to the amplifier 22.
  • the amplifier 22 amplifies the signal input from the pressure sensor 32 and outputs the amplified signal to an A / D (Analog / Digital) converter 23.
  • the A / D converter 23 converts the amplified signal (analog signal) input from the amplifier 22 into a digital signal, and outputs the converted digital signal to the CPU 10. Thereby, CPU10 detects a cuff pressure and a pulse wave.
  • electronic blood pressure monitor 100 ⁇ / b> C has basically the same configuration as that shown in FIG. 2, but instead of drive control unit 111 having pressurization control unit 115, voltage control signal 271 and frequency control are performed.
  • a drive control unit 111C having a pressurization control unit 115C that outputs a signal 272 is provided, a pressure reduction control unit 116C is provided instead of the pressure reduction control unit 116, and pressure is applied using voltage data 513 instead of the target changing unit 114.
  • a target changing unit 114C for changing the speed target is provided, and the memory unit 42 is different in that a table TB2 referred to for changing the pressurization speed target is stored. Therefore, only the differences will be described.
  • the target changing unit 114C inputs the cuff pressure from the pressure detecting unit 112 during blood pressure measurement, and changes the pressurization speed target when a cuff pressure that should change the pressurization speed target is detected.
  • the cuff pressure at which the pressurization speed target is to be changed is referred to as “change start pressure”.
  • the target changing unit 114C includes a change pressure determining unit 123 for determining the change start pressure.
  • FIG. 18 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the fourth embodiment.
  • the program according to this flowchart is stored in advance in the memory unit 42, read from the memory unit 42 by the CPU 10, and executed.
  • the CPU 10 When the measurement subject operates the power switch 41A (or the measurement switch 41B) in a state where the cuff 20 is wound around the measurement site by “appropriate winding”, the CPU 10 performs a predetermined initialization process, and then the CPU 10 A control signal for closing the valve 52 is output to the drive circuit 54. Thereby, the valve 52 is closed by the valve drive circuit 54.
  • the pressurization control unit 115C sets a predetermined (minimum) voltage value for the voltage control signal 271 and sets the above-described resonance frequency for the frequency control signal 272 (step S3).
  • the drive control unit 111C initially sets the pressurization speed target to a predetermined value (for example, 5.5 mmHg / sec), and outputs it to the pressurization control unit 115.
  • the pressurization control unit 115 calculates a voltage value according to a predetermined conversion formula from an initial pressurization speed target (5.5 mmHg / sec), and the cuff pressure is pressurized at a constant speed based on the calculated voltage value.
  • a voltage control signal 271 is generated and output to the piezoelectric pump drive circuit 27, and a frequency control signal 272 is output.
  • the piezoelectric pump drive circuit 27 generates a vibration control voltage signal 273 based on the voltage control signal 271 and the frequency control signal 272 and outputs the vibration control voltage signal 273 to the piezoelectric pump 26. Thereby, the piezoelectric pump 26 is driven so that the cuff pressure is pressurized at a constant pressure target (step S5), and the cuff pressure is started at a constant speed.
  • the change pressure determination unit 123 receives the voltage data 513 (step S7), searches the table TB2 of the memory unit 42 based on the voltage data 513, and determines the change start pressure based on the search result. (Step S9).
  • table TB ⁇ b> 2 shows a case where constant pressure is applied at an initial pressurization speed (5.5 mmHg / sec) for each of voltage data 513 indicating the battery voltage measured in step S ⁇ b> 7 in advance.
  • the cuff pressure (mmHg) detected at the timing when the pressurization speed starts to decrease (change) from the initial pressurization speed is stored in association with each other.
  • FIG. 19 illustrates the case where the circumference of the arm that is the measurement site is 21.5 cm, which is the maximum of the experimental data. As shown in the figure, it can be seen that the lower the battery voltage indicated by the voltage data 513, the lower the change start pressure.
  • the arm circumference of the measurement subject is the maximum arm circumference in FIG.
  • step S9 When the change start pressure is determined in step S9, the cuff pressure and the pulse wave amplitude are detected while continuing the constant pressure pressurization, and the blood pressure determination process is performed by the blood pressure determination unit 117 according to the oscillometric method (step S11). ). If it is determined that the blood pressure has been determined (YES in step S13), the measurement result is displayed on the display unit 40 by the display control unit 120 (step S19), and is associated with the measurement time of the clock unit 45 by the memory processing unit 119. And stored in the memory unit 42. Thereafter, the air in the cuff 20 is exhausted, and the measurement process ends.
  • step S13 the change pressure determination unit 123 compares the cuff pressure from the pressure detection unit 112 with the change start pressure acquired in step S9. Then, based on the comparison result, it is determined whether or not the condition (cuff pressure ⁇ change start pressure) is satisfied (step S15). While it is determined that the condition is satisfied (YES in step S15), the process returns to step S11, and the subsequent processes are performed in the same manner, so that constant pressure pressurization with the current pressurization speed target is continued.
  • the target changing unit 114C changes the current pressurization speed target to a pressurization speed target that is lowered by a predetermined speed (step S17).
  • the target changing unit 114C calculates a voltage value according to the changed pressurization speed target by a predetermined conversion formula, and outputs a voltage signal of the calculated voltage value to the pressurization control unit 115C.
  • the pressurization control unit 115C generates a voltage control signal 271 based on the input voltage signal, and outputs the generated voltage control signal 271 and frequency control signal 272 to the piezoelectric pump drive circuit 27.
  • the piezoelectric pump drive circuit 27 A vibration control voltage signal 273 based on the control signal 271 and the frequency control signal 272 is generated and output to the piezoelectric pump 26. Thereby, constant-speed pressurization is started at a speed according to the pressurization speed target after the change (step S11).
  • step S17 the pressurization speed target is changed so as not to be less than the minimum speed (for example, 2.2 mmHg / sec).
  • the change start pressure is set lower as the battery voltage is lower based on the battery voltage at the start of blood pressure measurement. Therefore, when the feedback controlled drive voltage exceeds the upper limit voltage of the pump drive, the speed cannot be increased further and the cuff pressure cannot be increased at a constant speed (see FIG. 34). The constant speed pressurization can be continued while avoiding the situation.
  • the timing for changing the pressurization speed target is determined based on the battery voltage measured at the start of blood pressure measurement. However, as in the present embodiment, the battery voltage measured during the blood pressure measurement is changed. You may make it reduce (change) a pressurization speed target, when it becomes below a fixed value (for example, 1.9V).
  • FIG. 20 is a block diagram showing a functional configuration of an electronic sphygmomanometer 100D according to the fifth embodiment.
  • electronic blood pressure monitor 100D basically has the same configuration as that shown in FIG. 17, but instead of target changing unit 114C, target changing unit 114D having voltage comparing unit 124 is provided.
  • the memory unit 42 is different in that data CV indicating a constant voltage value (for example, 1.9 V) referred to for changing the pressurization speed target is stored. Therefore, differences will be described.
  • the target changing unit 114D receives voltage data 513 during blood pressure measurement by the voltage comparison unit 124, and compares the battery voltage indicated by the voltage data 513 with a constant voltage value indicated by the data CV read from the memory unit 42. . Based on the comparison result, the target changing unit 114D changes the current pressurization speed target to be lowered by a predetermined speed.
  • FIG. 21 is a graph for explaining a method of determining a constant voltage value CV according to the fifth embodiment.
  • the vertical axis of the graph represents the battery voltage (unit: V), and the horizontal axis represents the cuff pressure (unit: mmHg). From the graph, when the subject's arm circumference is 21.5 cm, blood pressure measurement is performed with the electronic sphygmomanometer 100D using each of the five batteries 443 having different battery voltages (2.7 V to 2.3 V). In the experiment, the change in battery voltage (voltage drop) with increasing cuff pressure is shown.
  • the inventors show that the battery voltage does not change at any battery voltage when the battery voltage reaches 1.9 V, that is, the minimum battery voltage CV required as the driving voltage for the piezoelectric pump 26 is 1. It was confirmed that the voltage was 9V.
  • the arm circumference of the measurement subject is the maximum arm circumference (21.5 cm) in FIG.
  • FIG. 22 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the fifth embodiment.
  • the program according to this flowchart is stored in advance in the memory unit 42, read from the memory unit 42 by the CPU 10, and executed.
  • steps S3 and S5 When the person to be measured operates the power switch 41A (or the measurement switch 41B) with the cuff 20 wound around the measurement site by “appropriate winding”, the processing of steps S3 and S5 is performed in the same manner as described above, and the initial stage Constant speed pressurization starts according to the pressurization speed (5.5 mmHg / sec).
  • the target changing unit 114D inputs the voltage data 513 (step S7a). Further, the cuff pressure and the pulse wave amplitude are detected, and the blood pressure determination unit 117 performs a blood pressure measurement process based on the detected cuff pressure and the pulse wave amplitude (step S11). If it is determined by blood pressure determination unit 117 that the blood pressure has been determined (YES in step S13), the process proceeds to step S19.
  • step S13 the voltage comparison unit 124 compares the voltage of the voltage data 513 input in step S7a with the constant voltage indicated by the data CV of the memory unit 42, and the comparison result is obtained. Based on this, it is determined whether or not the condition (battery voltage> constant voltage) is satisfied (step S15a). While it is determined that the condition is satisfied (YES in step S15a), the process returns to step S7a, and the subsequent processes are performed in the same manner, so that constant speed pressurization with the current pressurization speed target is continued.
  • step S15a the target changing unit 114D changes the current pressurization speed target to a pressurization speed target that is lowered by a predetermined speed (step S17).
  • step S17 constant speed pressurization is started at a speed according to the changed pressurization speed target, and voltage data 513 is input in step S7a. Thereafter, the same processing as described above is repeated.
  • the pressurization speed target is changed to be lower. Therefore, constant pressure pressurization can be continued while increasing the drive voltage that is feedback-controlled during blood pressure measurement within the margin of battery voltage.
  • one table TB is referred to determine the change start pressure.
  • the table to be referred is switched depending on the arm circumference length of the measurement site. Thereby, the change start pressure can be variably determined according to the arm circumference, and high measurement accuracy can be obtained.
  • FIG. 23 is a block diagram showing a functional configuration of an electronic sphygmomanometer 100E according to the sixth embodiment.
  • electronic sphygmomanometer 100E basically has the same configuration as that shown in FIG. 17, but includes target changing unit 114E instead of target changing unit 114C.
  • the difference is that tables TBL, TBM and TBS referred to for changing the pressurization speed target are stored. Therefore, differences will be described.
  • the tables TBL, TBM, and TBS in the memory unit 42 store data acquired in advance through experiments.
  • the table TBL stores data of the table TB (see FIG. 19) when the arm circumference corresponds to “long”.
  • the table TBM stores data when the arm circumference corresponds to “standard”
  • the table TBS similarly stores data when the arm circumference corresponds to “short”. To do.
  • the data of the tables TBM and TBS are stored in the format shown in FIG.
  • the target changing unit 114E includes a surrounding length estimating unit 125 and a changing pressure determining unit 123 having the same functions as the surrounding length estimating unit 401 described above.
  • the change pressure determination unit 123 estimates the circumference length (long, standard, short) from the tables TBL, TBM, and TBS of the memory unit 42. Based on the above, a table corresponding to the perimeter is extracted. The extracted table is searched based on the battery voltage indicated by the voltage data 513 acquired at the start of blood pressure measurement. The change start pressure corresponding to the arm circumference can be determined based on the search result.
  • the change in the pressure target will be expected by the end of the measurement.
  • the change start pressure is set high.
  • the relationship of the change start pressure corresponding to the peripheral length has a relationship of “long” ⁇ “standard” ⁇ “short”.
  • FIG. 24 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the sixth embodiment.
  • the program according to this flowchart is stored in advance in the memory unit 42, read from the memory unit 42 by the CPU 10, and executed.
  • step S7 When the measurement subject operates the power switch 41A (or the measurement switch 41B) with the cuff 20 wound around the measurement site with “appropriate winding”, the processing of steps S3 and S5 is performed in the same manner as described above, and the target The change unit 114E receives the voltage data 513 and acquires the battery voltage at the start of blood pressure measurement (step S7).
  • the perimeter estimation unit 125 estimates the perimeter of the measurement site around which the cuff 20 is wound (step S9a). .
  • the change pressure determination unit 123 searches the memory unit 42 based on the battery voltage acquired in steps S7 and S9a and the estimated perimeter, and extracts a table corresponding to the perimeter.
  • the change start pressure is read by searching the extracted table based on the battery voltage. Thereby, a change start pressure is determined (step S9b).
  • step S11 to step S19 is performed in the same manner as described above, and the blood pressure measurement is completed.
  • the circumference of the measurement site is not limited to the method obtained by the estimation process in step S9a, and the circumference input from the measurement subject may be used, and the measurement site is stored in advance in the memory unit 42 for each measurement subject. May be acquired by reading out the perimeter corresponding to each person being measured.
  • the change start pressure is lowered as the battery voltage is lower if the circumference is the same. If the battery voltage is the same, the change start pressure is set lower as the perimeter is longer. Therefore, the drive voltage that is feedback-controlled can variably control the pump drive within the range of the battery voltage margin, and can continue the cuff pressure constant speed pressurization.
  • the change start pressure is determined from the battery voltage measured at the initial pressurization stage at the start of blood pressure measurement.
  • the BL (abbreviation of battery low) voltage set for the battery 443 is used.
  • the change start pressure is variably changed according to the difference between the battery voltage acquired at the time of initial pressurization.
  • the battery low is a required voltage determined by the design specification of the electronic sphygmomanometer, and indicates a battery voltage required to guarantee the normal operation of the electronic sphygmomanometer.
  • Data BLV indicating the set value of the BL voltage is stored in advance in the memory unit 42 for each electronic sphygmomanometer.
  • FIG. 25 shows a graph showing the relationship between power consumption and cuff pressure of the electronic sphygmomanometer, with the power consumption (unit: W) on the vertical axis and the cuff pressure (unit: mmHg) on the horizontal axis.
  • FIG. 26 shows a graph showing the relationship between the voltage drop of the battery of the electronic sphygmomanometer and the cuff pressure.
  • the vertical axis of the graph shows the battery voltage (unit: V), and the horizontal axis shows the cuff pressure (unit: mmHg). Be taken.
  • the BL voltage is variably set based on the relationship between the power consumption and the pressurization speed and stored in the memory unit 42 as data BLV through experiments.
  • FIG. 27 shows a functional configuration of an electronic blood pressure monitor 100F according to the seventh embodiment
  • FIG. 28 shows a processing flowchart according to the present embodiment
  • FIG. A graph for schematically representing the contents of the table TB4 referred to for determining the change start pressure is shown.
  • the graph of FIG. 29 was acquired by an experiment using the electronic sphygmomanometer 100F.
  • the cuff pressure (unit: mmHg / sec) detected by the pressure detector 112 is taken on the vertical axis of the graph, and the set BL voltage (unit: V) indicated by the data BLV is taken on the horizontal axis.
  • the curve can be represented by Equation 127. According to the graph, for example, when the set BL voltage is 2.5 V, constant pressure pressurization up to 175 mmHg is possible, so the change pressure determining unit 126 has a cuff pressure of 175 mmHg from the pressure detecting unit 112. If it is determined to be instructed, the initial pressurization speed target is changed (lowered).
  • electronic sphygmomanometer 100F basically has the same configuration as that shown in FIG. 17, except that target change unit 114F having change pressure determination unit 126 is substituted for target change unit 114C.
  • the memory unit 42 is different in that a table TB4 and data BLV that are referred to for changing the pressurization speed target are stored. Therefore, differences will be described.
  • the change pressure determining unit 126 searches the table TB4 based on the set of the battery voltage of the battery 443 based on the voltage data 513 and the set BL voltage indicated by the data BLV read from the memory unit 42, and based on the search result, The cuff pressure corresponding to the set is read from the table TB4. Thereby, the change start pressure is determined.
  • the target changing unit 114F compares the cuff pressure input from the pressure detection unit 112 during blood pressure measurement with the determined change start pressure, and changes (lowers) the pressurization speed target based on the comparison result.
  • FIG. 28 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the seventh embodiment.
  • the program according to this flowchart is stored in advance in the memory unit 42, read from the memory unit 42 by the CPU 10, and executed.
  • step S11 to step S19 is performed in the same manner as described above, and the blood pressure measurement is completed.
  • the change start pressure is not limited to a mode in which the table TB4 is searched and determined, and may be calculated according to the equation 127. That is, the change start pressure may be determined by preparing Formula 127 for each set of the battery voltage and the set BL voltage indicated by the data BLV and calculating according to Formula 127.
  • the change start pressure may be determined based on the difference between the initial battery voltage and the set BL voltage indicated by the data BLV.
  • FIG. 30 shows a functional configuration of the electronic blood pressure monitor 100G according to the eighth embodiment
  • FIG. 31 shows a processing flowchart according to the present embodiment
  • FIG. A graph showing the relationship between the change start pressure and the pressurization time (measurement time) with an approximate curve is shown.
  • the graph of FIG. 32 was acquired by an experiment using the electronic sphygmomanometer 100G. Here, it is assumed that the battery voltage of the battery 443 and the set BL voltage are sufficiently high.
  • the vertical axis of the graph represents the pressurization time (unit: sec), and the horizontal axis represents the change start pressure (unit: mmHg).
  • the cuff pressure (change start pressure) detected when the pressurization speed target is changed at an appropriate timing while continuing constant pressure pressurization at the initial pressurization speed target (5.5 mmHg / sec), and corresponding to it The relationship with the applied pressurization time is shown by an approximate curve graph.
  • the pressurization time corresponding to the cuff pressure is the measurement start from the start of measurement required when the pressurization speed target (5.5 mmHg / sec) is changed (lower) at the change start pressure (pressurization start) To the end of pressurization (exhaust start)).
  • the pressurization speed target is set with the change start pressure (80 mmHg) after the pressurization is started with the initial pressurization speed target.
  • the pressurization time differs by ⁇ T from the case where the measurement is completed after the change. Therefore, in the present embodiment, for example, the specified time is calculated by (T1 + ( ⁇ T / 2)) using the pressurization time T1 when the measurement ends without changing the initial pressurization speed target. Then, the change start pressure corresponding to the calculated specified time is searched from the data of the graph of FIG. 32, and the change start pressure read by the search is determined as the specified pressure.
  • electronic blood pressure monitor 100G basically has the same configuration as that shown in FIG. 25, but additionally includes an extension determination unit 128 for determining that the measurement time becomes longer.
  • the memory unit 42 is different from the table TB4 and the data BLV in that data RP indicating the specified pressure is stored. Therefore, differences will be described.
  • the extension determination unit 128 inputs the change start pressure determined from the change pressure determination unit 126, compares the input change start pressure with the specified pressure indicated by the data RP read from the memory unit 42, and based on the comparison result, “Display of measurement time is extended” is displayed on the display unit 40 via the display control unit 120.
  • the output is not limited to display, and may be output by voice.
  • FIG. 31 is a processing flowchart of blood pressure measurement according to the eighth embodiment.
  • the program according to this flowchart is stored in advance in the memory unit 42, read from the memory unit 42 by the CPU 10, and executed.
  • the pressure determining unit 126 determines the change start pressure based on the initial battery voltage and the set BL voltage indicated by the data BLV (step S9c).
  • the extension determination unit 128 inputs the change start pressure from the change pressure determination unit 126, and compares the input change start pressure with the specified pressure indicated by the data RP read from the memory unit 42. If it is determined that the condition (change start pressure ⁇ specified pressure) is satisfied based on the comparison result (YES in step S9d), the constant pressure is maintained according to the initial pressurization speed (5.5 mmHg / sec) without displaying the measurement time extension. Pressurization is started, and thereafter, the processing in steps S11 to S19 is performed in the same manner as described above, and the blood pressure measurement is completed.
  • step S9d when the extension determination unit 128 determines that the condition (change start pressure ⁇ specified pressure) is not satisfied based on the comparison result (NO in step S9d), the extension determination unit 128 displays “measurement time” on the display unit 40 via the display control unit 120. “Extend” is displayed (step S9e). Thereafter, the process proceeds to step S11 and subsequent steps.
  • the measurement subject when the pressurization time is predicted to become longer than the specified time in order to change the pressurization speed target after the start of measurement, this is output.
  • the measurement subject can eliminate the anxiety due to the long measurement time in advance, and can avoid fluctuations in blood pressure due to the anxiety.
  • the change start pressure for changing the pressurization speed target is determined using the battery voltage during blood pressure measurement, but the power consumption of the electronic sphygmomanometer is used instead of the battery voltage. May be.
  • the power consumption may be calculated from the current consumption value input from the current consumption measuring circuit 28 according to a predetermined conversion formula.
  • the post-change pressurization speed target is changed based on information indicating the level of the blood pressure of the measurement subject as shown in the second embodiment. May be. Or as shown in Embodiment 3, you may change a pressurization speed target based on the acquired perimeter.
  • 20 cuff, 51 pump, 52 valve, 53 pump drive circuit, 54 valve drive circuit, 100, 100A, 100B electronic sphygmomanometer, 111 drive control unit, 112 pressure detection unit, 113 amplitude correction unit, 114, 114A, 114B target change Unit, 115 pressurization control unit, 116 decompression control unit, 117 blood pressure determination unit, 118 pulse wave detection unit, 119 memory processing unit, 120 display control unit, 121 pulse wave count unit, 122 target determination unit, 402 correction coefficient determination unit 511 driving voltage, 512 driving voltage upper limit, 123, 126 change pressure determination unit, 124 voltage comparison unit, 125, 401 circumference estimation unit, 128 extension determination unit, 271 voltage control signal, 272 frequency control signal, 273 vibration control voltage signal.

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Abstract

　電子血圧計（１００）は、被測定者の測定部位の周囲に巻付けられるカフと、カフ内に流体を出力するためのポンプを、駆動電圧に従って、カフ内の圧力が加圧速度目標で加圧されるように制御する加圧制御部（１１５）と、カフ圧を表わすカフ圧信号を検出するための圧力検出部（１１２）と、検出されるカフ圧信号に重畳する脈波に基づいて血圧値を算出するための血圧算出部と、カフ圧を初期の加圧速度目標で加圧開始し加圧を継続する加圧過程において、加圧速度目標を可変に変更する目標変更部（１１４）と、を備え、目標変更部（１１４）は、加圧過程において測定される駆動電圧が、ポンプが出力可能な範囲に相当する電圧の範囲となるように、加圧速度目標を可変に変更する。

Description

電子血圧計
　本発明は電子血圧計に関し、特に、測定部位から検出される脈波を用いて血圧を測定する電子血圧計に関する。
　血圧は循環器系疾患を解析する指標の一つであり、血圧に基づいてリスク解析を行うことは、例えば脳卒中や心不全や心筋梗塞などの心血管系の疾患の予防に有効である。従来は通院時や健康診断時などの医療機関で測定される血圧（随時血圧）により診断が行われていた。しかしながら近年の研究により、家庭で測定する血圧（家庭血圧）が随時血圧より循環器系疾患の診断に有用であることが判明してきた。それに伴い、家庭で使用する血圧計が普及している。
　家庭向けの血圧計の多くがオシロメトリック法による血圧測定方法を採用している。オシロメトリック法による血圧測定は、カフを上腕などの測定部位に巻付け、カフの内圧（カフ圧）を収縮期血圧より所定圧（例えば３０ｍｍＨｇ）だけ高く加圧し、その後、徐々にまたは段階的にカフ圧を減圧していく。この減圧過程における動脈の容積変化をカフ圧に重畳した圧変化（脈波振幅）として検出し、この脈波振幅の変化より収縮期血圧および拡張期血圧を決定する方法である。オシロメトリック法では、カフ圧の加圧過程において発生する脈波振幅を検出して血圧を測定することも可能である。
　これらの血圧測定において正確に脈波振幅を検出するためには、ポンプまたは弁によりカフ圧を一定速度で、加圧または減圧する必要がある。そこで、特許文献１（特開２００６－１２９９２０号公報）では、等速加圧制御、または等速減圧制御では平均速度と目標速度との差に基づいて、平均速度が目標速度となるようにポンプまたは弁の駆動電圧をフィードバック制御する。フィードバック制御されるポンプには、モータ駆動のポンプまたは圧電ポンプを用いることができる。圧電ポンプの構造は、たとえば特許文献２（特開２００９－７４４１８号公報）に開示がある。
　また、特許文献３（特開平５－４２１１４号公報）には、電池電圧から加圧速度を決定する方法が記載されている。
特開２００６－１２９９２０号公報 特開２００９－７４４１８号公報 特開平５－４２１１４号公報
　ここで、特許文献１に関連して、従来の電子血圧計のカフ圧とポンプの能力について説明する。図３３には、従来の血圧計のポンプの出力流量と、カフ圧の関係が模式的に示される。図３４には、従来の血圧計のカフ圧の等速加圧とポンプ駆動電圧の関係が模式的に示される。家庭用の血圧計においては、ユーザビリティ向上の観点から小型化や低コスト化が求められており、それに応えるためにポンプは小型である。図３３に示されるように、ポンプのサイズとポンプからの空気などの流体の出力流量はトレードオフの関係にある。
　また、小型のポンプの場合には、加圧速度を目標速度に一致させるようにフィードバック制御される駆動電圧がポンプ駆動の上限電圧を超えてしまった場合、それ以上に速度を増加させることができず、カフ圧を等速で加圧することができない（図３４参照）。
　また、電池から電力が供給される電子血圧計の場合には、血圧測定中にも電池電圧が降下するため、消費電力が大きいポンプである場合には、電池電圧降下量が大きくなる。そのために、特許文献２の方法を用いる場合、電池電圧の変化にかかわらず正確に血圧を測定できる機能の提供が望まれる。
　それゆえに、本発明の目的は、電子血圧計を駆動するための電圧の変化にかかわらず正確に血圧を測定できる電子血圧計を提供することである。
　この発明のある局面に従う電子血圧計は、被測定者の測定部位の周囲に巻付けられるカフと、カフ内に流体を出力するためのポンプと、ポンプを、駆動電圧に従って、カフ内の圧力が加圧速度目標で加圧されるように制御する制御部と、カフ内のカフ圧を表わすカフ圧信号を検出するための圧力検出部と、圧力検出部より検出されるカフ圧信号に重畳する脈波に基づいて血圧値を算出するための血圧算出部と、カフ圧を初期の加圧速度目標で加圧開始し加圧を継続する加圧過程において、加圧速度目標を可変に変更する目標変更部と、を備え、目標変更部は、加圧過程において測定される駆動電圧が、ポンプが出力可能な範囲に相当する電圧の範囲となるように、加圧速度目標を可変に変更する。
　本発明によれば、駆動するための電圧の変化にかかわらず正確に血圧を測定できる。
[規則91に基づく訂正 25.12.2013]　
実施の形態１に係る電子血圧計のハードウェア構成を表わすブロック図である。 実施の形態１に係る電子血圧計の機能構成を示すブロック図である。 加圧速度が脈波振幅に与える影響と、脈波の振幅補正について説明する図である。 加圧速度が脈波振幅に与える影響と、脈波の振幅補正について説明する図である。 カフコンプライアンス特性を示す図である。 実施の形態１に係る補正係数を格納するテーブルを示す図である。 実施の形態１による脈波振幅の補正を模式的に示す図である。 実施の形態１に係る周囲長を推定するために参照されるテーブルを示す図である。 実施の形態１によるカフ圧‐加圧時間特性（適切巻きの場合）のグラフである。 実施の形態１に係る血圧測定の処理フローチャートである。 実施の形態２による加圧過程で脈波が検出されるタイミングを説明する図である。 実施の形態２に係る電子血圧計の機能構成を示す機能ブロック図である。 実施の形態２に係る血圧測定の処理フローチャートである。 実施の形態３に係る電子血圧計の機能構成を示す機能ブロック図である。 実施の形態３に係る加圧速度目標を決定するためのテーブルを示す図である。 実施の形態４に係る電子血圧計のハードウェア構成を表わすブロック図である。 実施の形態４に係る電子血圧計の機能構成を示すブロック図である。 実施の形態４に係る血圧測定の処理フローチャートである。 実施の形態４に係るテーブルの内容を模式的に示す図である。 実施の形態５に係る電子血圧計の機能構成を示すブロック図である。 実施の形態５に係る一定電圧値の決定方法を説明するためのグラフである。 実施の形態５に係る血圧測定の処理フローチャートである。 実施の形態６に係る電子血圧計の機能構成を示すブロック図である。 実施の形態６に係る血圧測定の処理フローチャートである。 電子血圧計の消費電力とカフ圧の関係を示すグラフである。 電子血圧計の電池の電圧降下とカフ圧の関係を示すグラフである。 実施の形態７に係る電子血圧計の機能構成図である。 実施の形態７に係る処理フローチャートである。 実施の形態７に係るテーブルの内容を模式的に示すためのグラフである。 実施の形態８に係る電子血圧計の機能構成図である。 実施の形態８に係る処理フローチャートである。 実施の形態８に係る変更開始圧力と加圧時間（測定時間）の関係を表わすグラフである。 従来の血圧計のポンプの出力流量と、カフ圧の関係を模式的に示す図である。 従来の血圧計のカフ圧の等速加圧とポンプ駆動電圧の関係を模式的に示す図である。
　以下、図面を参照しつつ、本発明の各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。したがって、それらについての詳細な説明は繰り返さない。
　（実施の形態１）
　図１は、本実施の形態に係る電子血圧計１００のハードウェア構成を表わすブロック図である。図１を参照して、電子血圧計１００は血圧測定部位に装着されるカフ２０およびエア系３００を備える。カフ２０は空気袋２１を含む。空気袋２１は、エアチューブ３１を介して、エア系３００に接続される。各実施の形態では、カフ２０は測定部位である上腕に巻き付けられると想定するが、限定的ではなく手首であってもよい。
　電子血圧計１００は、さらに表示部４０、操作部４１および各部を集中的に制御し、各種演算処理を行なうためのＣＰＵ（Central　Processing　Unit）１０、ＣＰＵ１０に所定の動作をさせるためのプログラムや各種データを記憶するためのメモリ部４２、各部に電力を供給するための電源４４、計時動作を行なうための時計部４５を含む。メモリ部４２は、測定された血圧を記憶するための不揮発性メモリ（例えばフラッシュメモリ）などを含む。
　操作部４１は、電源をＯＮまたはＯＦＦするための操作を受付ける電源スイッチ４１Ａ、測定開始の操作を受付けるための測定スイッチ４１Ｂ、測定停止の指示の操作を受付けるための停止スイッチ４１Ｃ、およびユーザ（被測定者）を選択的に指定する操作を受付けるための使用者選択スイッチ４１Ｅを有する。操作部４１は、フラッシュメモリに格納された測定血圧などの情報を読出し表示部に表示させる操作を受付けるための図示のないスイッチも有する。
　本実施の形態では、電子血圧計１００は複数の被測定者により共用されることから、使用者選択スイッチ４１Ｅを備えるが、共用されない場合には使用者選択スイッチ４１Ｅは省略されてよい。また、測定スイッチ４１Ｂを、電源スイッチ４１Ａと兼用してもよい。その場合には、測定スイッチ４１Ｂは省略することができる。
　エア系３００は、空気袋２１内の圧力（以下、カフ圧という）を検出するための圧力センサ３２、カフ圧を加圧するために、空気袋２１に空気を供給するためのポンプ５１、および空気袋２１の空気を排出しまたは封入するために開閉される弁５２を含む。電子血圧計１００は、エア系３００に関連して、発振回路３３、ポンプ駆動回路５３、および弁駆動回路５４を含む。ここでは、ポンプ５１、弁５２、ポンプ駆動回路５３および弁駆動回路５４は、カフ圧を調整するための調整部３０に相当する。
　ポンプ５１には、モータを駆動源として用いるポンプ、圧電素子を駆動源として用いた圧電マイクロポンプなどを適用することができる。
　圧力センサ３２は、静電容量形の圧力センサであり、カフ圧により容量値が変化する。発振回路３３は、圧力センサ３２の容量値に応じた発振周波数の信号（以下、圧力信号という）をＣＰＵ１０に出力する。ＣＰＵ１０は、発振回路３３から得られる信号を圧力に変換することによってカフ圧を検出する。ポンプ駆動回路５３は、ＣＰＵ１０から与えられる制御信号に基づいてポンプ５１を制御する。弁駆動回路５４はＣＰＵ１０から与えられる制御信号に基づいて弁５２の開閉を制御する。
　なお、カフ２０に供給される流体は空気に限定されるものではなく、例えば液体やゲルであってもよい。あるいは、流体に限定されるものではなく、マイクロビーズなどの均一な微粒子であってもよい。
　（機能構成）
　図２は、本実施の形態に係る電子血圧計１００の機能構成を示す機能ブロック図である。機能構成は、ＣＰＵ１０が有する機能と、その周辺部を用いて示される。
　図２を参照して、ＣＰＵ１０は、発振回路３３からの圧力信号を入力する脈波検出部１１８および圧力検出部１１２、脈波の振幅を補正するための振幅補正部１１３、血圧測定に際しての加圧速度の目標（以下、加圧速度目標という）を変更する目標変更部１１４、ポンプ駆動回路５３と弁駆動回路５４とに制御信号を出力する加圧制御部１１５および減圧制御部１１６、血圧値を決定する血圧決定部１１７、メモリ部４２のフラッシュメモリのデータを読み書き（アクセス）するためのメモリ処理部１１９、および表示部４０の表示を制御する表示制御部１２０を備える。加圧制御部１１５と減圧制御部１１６は、血圧測定中に調整部３０を駆動制御することにより、加圧速度目標に従ってカフ圧を加圧させるための駆動制御部１１１に相当する。
　加圧制御部１１５および減圧制御部１１６は、カフ圧を調整するために、ポンプ駆動回路５３および弁駆動回路５４に制御信号を送信する。具体的には、カフ圧を加圧し、または減圧するための制御信号を出力する。本実施の形態では、カフ圧を加圧速度目標で加圧する過程において、血圧決定部１１７による血圧導出処理が行なわれる。脈波検出部１１８は、発振回路３３からの圧力信号に重畳される動脈の容積変化を表す脈波信号を、フィルタ回路を用いて検出する。圧力検出部１１２は、カフ圧を検出するために、発振回路３３からの圧力信号を圧力値に変換し、出力する。
　振幅補正部１１３は、周囲長推定部４０１および補正係数決定部４０２を含む。カフ２０は、測定部位である例えば上腕（または手首）に巻き付けられる。周囲長推定部４０１は、カフ２０が巻き付けられた測定部位の周囲（腕周）の長さを推定する。補正係数決定部４０２は、変更前後の加圧速度目標に基づき、脈波振幅を補正するための係数を決定する。
　血圧決定部１１７は、オシロメトリック式に従い血圧を決定する。具体的には、血圧測定時に圧力検出部１１２から入力するカフ圧と、脈波検出部１１８により検出された脈波、または振幅補正部１１３により振幅が補正された脈波とを用いて、脈波振幅の推移とカフ圧とに基づき血圧を決定する。例えば、脈波振幅の最大値に対応するカフ圧を平均血圧、また脈波振幅の最大値の５０％に相当する高カフ圧側の脈波振幅に対応するカフ圧を収縮期血圧、また脈波振幅の最大値の７０％に相当する低カフ圧側の脈波振幅に対応するカフ圧を拡張期血圧と決定する。また、脈拍数を、脈波信号を用いて公知の手順に従って算出する。ここでは、振幅補正部１１３および血圧決定部１１７は、血圧を算出するための血圧算出部に相当する。
　（ポンプ５１のフィードバック制御）
　オシロメトリック式に従って血圧測定する場合には、測定精度を得るために、カフ圧を一定の加圧速度目標で加圧しなければならない。つまり、目標変更部１１４は、血圧測定開始時に加圧制御部１１５に対して等速加圧のための目標速度の初期値を与える。加圧制御部１１５は、圧力検出部１１２から定期的に入力するカフ圧に基づきカフ圧の変化速度を算出し、算出した変化速度と、目標変更部１１４から与えられる加圧速度目標とを比較し、比較結果に基づく両者の差に従い制御信号を生成し、ポンプ駆動回路５３に出力する。このようにして、加圧速度が、加圧速度目標となるようにポンプ５１はフィードバック制御される。
　ここでは、ポンプ５１の吐出流量はポンプ駆動回路５３から与えられる電圧に比例すると想定する。ポンプ駆動回路５３は、制御信号に応じた電圧信号をポンプ５１に出力する。ポンプ駆動回路５３の出力段には図示のない電圧センサが設けられて、当該電圧センサによりポンプ５１を駆動するための電圧が検出され、検出電圧を示す駆動電圧５１１が目標変更部１１４に出力される。
　目標変更部１１４は、駆動電圧５１１と、ポンプ５１に固有の駆動電圧上限５１２とを比較し、比較結果に基づき、（駆動電圧５１１＞駆動電圧上限５１２）の条件が成立しポンプ５１の出力は最大であり余裕がないと判定すると、加圧速度目標を下げるように変更する。そして、変更後の加圧速度目標を用いてフィードバック制御が行われる。これにより、ポンプ５１の出力に余裕のある範囲で加圧速度を等速に制御できる。
　（脈波振幅の補正）
　オシロメトリック式によれば、血圧の測定精度は、脈波振幅に依存する。また、加圧速度を変化させた場合には、脈波振幅には、脈波１拍内での血管の容積変化成分のみならずカフ圧の変化速度の成分も含まれることになるから、後者の成分に起因した脈波振幅の誤差を排除するように補正する必要がある。そこで、本実施の形態では、上述した加圧速度目標の変更に起因した誤差を排除することにより、脈波振幅を補正する。
　ここで、図３と４を参照して、加圧速度が脈波振幅に与える影響と、振幅補正について説明する。図３と４は発明者らの実験によるデータであり、減圧過程における減圧速度が脈波振幅に与える影響を示す。なお、図３と図４で示す原理は、加圧過程であっても同様に適用することができる。
　図３と図４では、減圧速度が速い場合と遅い場合とで、下段にはカフ圧の時間変化が示され、中段にはカフ容積の時間変化が示され、上段には測定部位の動脈血管の容積の時間変化が示される。これらは同一期間における変化を示す。図３と図４では、上段のように心臓の拍動による血管の容積変化ΔＶが等しい場合であっても、中段に示すようにカフ容積波形の基線（点線で図示）に対するカフ容積変化の最大値は減圧速度によって相違する（すなわち、ΔＶａ＜ΔＶｂ）。この容積変化はカフ圧変化として表われるため、減圧速度が遅いほどカフ２０の容積変化が大きくなり、下段のようにカフ圧変化も相違する（すなわち、ΔＰａ＜ΔＰｂ）。したがって、血管容積が同様に変化する場合であっても、減圧速度または加圧速度によって検出される脈波振幅は相違することになる。
　また、図５に示すカフコンプライアンス特性から、測定部位が太い（周囲長が長い）ほどカフコンプライアンスが大きくなるため、同様の血管容積変化であっても、測定部位の太さにより算出される脈波振幅が異なる、ことがわかる。なお、ここでいうカフコンプライアンスとはカフ圧を１ｍｍＨｇ変化させるのに必要な容積であり、単位は[ｍｌ/ｍｍＨｇ]である。
[規則91に基づく訂正 25.12.2013]　
　したがって、カフ２０の加圧速度を変化させた場合に検出される脈波振幅は、加圧速度の変化率と測定部位の周囲長に応じて決定する必要がある。ここで、加圧速度の変化率は、加圧速度目標の変化率に応じて決まり、変化率は、変更前の加圧速度目標と変更後の加圧速度目標との比を指す。
　メモリ部４２には、測定部位の周囲長Ｌと、変更後の加圧速度目標Ｖとに応じた補正係数αを格納した図６のテーブルＴＢが格納される。ここでは、変更前の加圧速度目標は一定としているので、テーブルＴＢには、周囲長Ｌと加圧速度目標の変化率の各組に対応して補正係数αが格納されると言える。なお、図６のデータは、実験等により予め取得される。
　測定部位の周囲長Ｌは、血圧測定時に、加圧開始直後の圧力変化特性に基づき周囲長推定部４０１により推定される。そして、目標変更部１１４によって加圧速度目標が変更された後は、補正係数決定部４０２は周囲長Ｌと変更後の加圧速度目標Ｖとに基づきテーブルＴＢを検索して、対応する補正係数αを読出す。これにより、補正係数αが決定する。
　振幅補正部１１３は、脈波検出部１１８から入力する脈波信号（圧力信号）から１拍毎に脈波を抽出する。具体的には、圧力信号が示す圧力の現在値と先行値との差を算出し、差が基準を超えるか否かを判定し、判定結果に基づき信号の立上がり／立下り点を抽出する。これにより、脈波（１振幅）を抽出できる。
　振幅補正部１１３は、脈波の振幅値を、補正係数αを用いて補正する。つまり、検出した脈波振幅値Ａｍｐを（Ａｍｐ×α）により補正する。補正後の脈波を血圧決定部１１７に出力する。血圧決定部１１７は、振幅が補正された脈波を用いてオシロメトリック式に従って血圧を決定する。
　図７には、本実施の形態による脈波振幅補正が模式的に示される。図７によれば、上述したようにポンプ５１の出力が余裕のある範囲で、等速加圧のための加圧速度目標が変更されると、変更に起因する脈波振幅の誤差は、上述の振幅補正により排除することができる。
　（周囲長推定）
　本実施の形態による測定部位の周囲長の推定について説明する。図８は、本実施の形態に係る測定部位周囲長Ｌを推定するために参照されるテーブル４３３の一例を示す図である。テーブル４３３には、カフ２０の測定部位に対する巻付け状態が“適切巻き”の場合においてカフ圧を所定圧力だけ加圧するのに要する等速加圧の時間と、対応する周囲長Ｌが格納される。テーブル４３３のデータは、予め実験等により取得される。図９は、本実施の形態によるカフ圧‐加圧時間特性（適切巻きの場合）のグラフである。図８と図９のデータは、電子血圧計１００を用いて多くの被験者からサンプリングしたデータに基づく値を指す。ここで、“適切巻き”とは、測定部位の周囲長と、測定部位に巻付けられたカフ２０の内径（測定部位である腕の断面の径）による円周の長さにほぼ等しい状態を指す。本実施の形態では、適切巻きの状態で血圧測定がされると想定する。
　測定部位に巻付けたカフ２０のカフ圧と、カフ２０内へ供給する流体（本実施の形態では、空気）の容積変化に基づき、カフ圧が、圧力Ｐ２から圧力Ｐ３になるまでに必要な空気は、流体容積ΔＶ２３であるとする（図９参照）。等速加圧（ポンプ５１の回転数は一定回）の下で流体容積ΔＶ２３の空気を供給するのに要する加圧時間は、一定時間（ここでは、時刻Ｖ２～時刻Ｖ３の時間Ｖ２３）となる。しかしながら、時間Ｖ２３は、測定部位の周囲長Ｌに依存して変化する。
　例えば、周囲長が異なる測定部位に対して、”適切巻き”でカフ２０を巻付けた場合、図９のように、周囲長が短い（細腕）ほど時間Ｖ２３は小さくなり、周囲長が長い（太腕）ほど時間Ｖ２３は大きくなる。
[規則91に基づく訂正 25.12.2013]　
　周囲長推定部４０１は、加圧開始後、検出されるカフ圧に基づき、カフ圧が０ｍｍＨｇ（圧力Ｐ２）から２０ｍｍＨｇ（圧力Ｐ３）まで変化するのに要した時間を時計部４５によって計測する。そして、計測した時間に基づきテーブル４３３を検索することにより、対応する周囲長Ｌを取得する。周囲長Ｌは補正係数決定部４０２に与えられる。補正係数決定部４０２は、周囲長Ｌと変更後の加圧速度目標Ｖとに基づきテーブルＴＢを検索して、対応する補正係数αを読出す。これにより、補正係数αを決定する。
　なお、ここでは血圧測定時に周囲長Ｌを推定（測定）するとしているが、被測定者が操作部４１を操作して入力するとしてもよい。または、予めメモリ部４２に被測定者毎に周囲長Ｌが格納されているとしてもよい。
　（フローチャート）
　図１０は、本実施の形態に係る血圧測定の処理フローチャートである。このフローチャートに従うプログラムは、予めメモリ部４２に格納されて、ＣＰＵ１０によりメモリ部４２から読出されて、実行される。
　被測定者は、測定部位にカフ２０を“適切巻き”で巻き付けた状態で、電源スイッチ４１Ａ（または測定スイッチ４１Ｂ）を操作すると（ステップＳＴ１）、ＣＰＵ１０は、所定の初期化処理を行い、その後、ＣＰＵ１０は弁駆動回路５４に弁５２を閉鎖するための制御信号を出力する。これにより、弁駆動回路５４によって弁５２は閉鎖される（ステップＳＴ３）。図１０では“ＳＷ”はスイッチを意味する。
　駆動制御部１１１は、加圧速度目標を所定値（例えば、５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）に初期設定し、加圧制御部１１５に出力する（ステップＳＴ５）。加圧制御部１１５は、加圧速度目標（５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）に従ってカフ圧が等速加圧されるように制御信号をポンプ駆動回路５３に出力する。ポンプ駆動回路５３は、制御信号に基づき加圧速度目標でカフ圧が等速加圧されるようにポンプ５１に対し駆動信号（電圧信号）を出力する。これにより、カフ圧の等速加圧が開始される（ステップＳＴ７）。
　等速加圧開始後において、周囲長推定部４０１は上述した手順に従って測定部位の周囲長Ｌを推定する（ステップＳＴ９）。推定期間中も、カフ圧の等速加圧は継続する（ステップＳＴ１１）。
　等速加圧は、述したようにポンプ５１の駆動信号をフィードバック制御することにより行われる。フィードバック制御の過程で、目標変更部１１４は、ポンプ５１の駆動電圧５１１を逐次入力し、駆動電圧５１１の電圧値とメモリ部４２に格納された所定電圧値（例えば、ポンプ５１の駆動電圧上限５１２）とを比較し、比較結果に基づき、（駆動電圧５１１の値＞所定電圧値）の条件が成立するか否かを判定する（ステップＳＴ１３）。
[規則91に基づく訂正 25.12.2013]　
　条件が成立しないと判定されると（ステップＳＴ１３でＮＯ）、処理はステップＳＴ１９に移行する。
　血圧決定部１１７は、等速加圧過程において、振幅補正部１１３から入力する脈波振幅と、圧力検出部１１２により検出されるカフ圧に基づき、オシロメトリック式に従って血圧を決定する。まだ十分に加圧されない期間は血圧を決定することができないので（ステップＳＴ１９でＮＯ）、処理はステップＳＴ１１に戻り、以降の処理が繰返されて等速加圧が進行する。
　一方、十分に加圧されて血圧が決定すると（ステップＳＴ１９でＹＥＳ）、減圧制御部１１６はポンプ５１を停止し、弁５２を開くような制御信号を出力する。これにより、空気袋２１の空気は排気されてカフ圧は減圧する（ステップＳＴ２１）。減圧制御部１１６は、圧力検出部１１２から出力されるカフ圧に基づき排気完了を判断すると、表示制御部１２０により、血圧決定部１１７が決定した血圧および脈拍数を表示部４０に表示する（ステップＳＴ２３）。また、決定した血圧および脈拍数は、時計部４５が計時する測定時間とともにメモリ部４２に格納される。
　ステップＳＴ１３に戻り、目標変更部１１４が、（駆動電圧５１１の値＞所定電圧値）の条件が成立したことを判定すると（ステップＳＴ１３でＹＥＳ）、すなわちポンプ５１の出力能力は上限付近に達したと判定する（図７の時刻Ｔを参照）と、加圧速度目標を所定値（例えば、３．０ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）に減少させるように変更する（ステップＳＴ１５）。そして、変更後の加圧速度目標を用いてフィードバック制御による等速加圧が継続する。このように、ポンプ５１の出力に余裕のある範囲で等速加圧制御が実施される。この加圧速度目標の変更は複数回実施してもよいし、加圧速度が下限値を下回った時点で測定を停止し、エラー表示してもよい。
　加圧速度目標の変更がされると、補正係数決定部４０２は、変更後の加圧速度目標と、ステップＳＴ９において推定された周囲長Ｌとに基づきテーブルＴＢを検索し、対応する補正係数αを読出す。読出した補正係数αを用いて、脈波振幅を補正し、補正後の脈波振幅を血圧決定部１１７に出力する（ステップＳＴ１７）。これにより、血圧決定部１１７では、補正後の脈波振幅と、カフ圧とを用いて血圧が決定される。その後は、上述と同様に、ステップＳＴ１９以降の処理が繰返される。
　本実施の形態によれば、加圧速度目標の変更による等速加圧速度の変化に起因して脈波振幅に生じる誤差を排除することにより補正し、補正後の脈波振幅を用いて血圧を決定するので、正確な血圧測定を実施することが可能となる。
　（実施の形態２）
　上述の実施の形態１では、加圧速度目標を変更するタイミングは、ポンプ５１の駆動電圧５１１に基づき決定したが、本実施の形態２にあるように、血圧の高低に依存して加圧速度目標を変更するタイミングを決定してもよい。つまり、加圧を開始してから脈波が検出されるカフ圧は、血圧の高低に依存して相違することから、脈波が検出されるカフ圧の相違に基づき加圧速度目標を変更するタイミングを異ならせてもよい。
　なお、本実施の形態でも、（駆動電圧５１１≦駆動電圧上限５１２）の条件が成立する範囲で、すなわちポンプ５１の出力が余裕のある範囲で、加圧速度を等速に制御する。
　図１１は、実施の形態２による加圧過程で脈波が検出されるタイミングを説明する図である。図１１の（Ａ）と（Ｂ）には、加圧過程における時間経過に従う駆動電圧５１１の変化と、脈波が重畳するカフ圧の変化が示される。
　図１１の（Ａ）に示すように、比較的に血圧が低い被測定者の場合には、等速加圧の加圧過程において脈波が出現するカフ圧の範囲は低圧であるから、加圧速度目標を変更しなくても血圧測定を完了できる場合がある。
　一方、図７に示したように、比較的に血圧が高い被測定者の場合には、脈波が出現するカフ圧の範囲内で加圧速度目標を変更する必要が生じ、脈波振幅の補正が必要となる。そこで、被測定者の血圧が高く、脈波が出現するカフ圧の範囲内で加圧速度目標を変更する必要があると予測される場合は、図１１の（Ｂ）のとおり、低い加圧速度目標で測定を開始することで、加圧速度目標を変更することなく、すなわち脈波振幅の補正をすることなく、等速加圧により血圧を決定することができる。
　図１２は、本実施の形態に係る電子血圧計１００Ａの機能構成を示す機能ブロック図である。機能構成は、ＣＰＵ１０が有する機能と、その周辺部を用いて示される。
　図２の機能構成と比較して異なる点は、図１２の電子血圧計１００Ａは、目標変更部１１４に代替して目標変更部１１４Ａを備える点にある。目標変更部１１４Ａは、圧力検出部１１２が検出するカフ圧を入力する。また、目標変更部１１４Ａは、脈波検出部１１８が出力する脈波の数をカウントする脈波カウント部１２１を有し、カウント値に基づき、加圧速度目標を変更する。
　図１３は、本実施の形態に係る血圧測定の処理フローチャートである。このフローチャートに従うプログラムは、予めメモリ部４２に格納されて、ＣＰＵ１０によりメモリ部４２から読出されて、実行される。図１３のフローチャートを参照して本実施の形態に係る血圧測定処理を説明する。
　まず、ステップＳＴ１～ＳＴ１１において、図１０と同様の処理が行われる。
　その後、目標変更部１１４Ａは、圧力検出部１１２が検出するカフ圧と所定値（例えば５０ｍｍＨｇ）とを比較し、比較結果に基づき所定値よりも大きいか否かを判定する（ステップＳＴ１３ａ）。カフ圧が所定値以下であると判定すると（ステップＳ１３ａでＮＯ）、ステップＳＴ１９に移行する。カフ圧が所定値よりも大きいと判定すると（ステップＳＴ１３ａでＹＥＳ）、血圧の高低スクリーニングを実施する（ステップＳＴ１３ｂ）。
　具体的には、脈波カウント部１２１は加圧を開始してから検出される脈波をカウントしており、目標変更部１１４Ａはカウント値と所定値（例えば、２拍）を比較し、比較結果に基づき所定値よりも大きいか否かを判定する（ステップＳＴ１３ｂ）。
　検出された脈波数が所定値以下であると判定されると（ステップＳＴ１３ｂでＮＯ）、被測定者は血圧が高いと推定されるので、目標変更部１１４Ａは、加圧速度目標の変更を実施する（ステップＳＴ１３ｃでＮＯ、ステップＳＴ１５）。例えば、加圧速度目標を所定値（例えば、３．０ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）に低下させ（ステップＳＴ１５）、変更後の加圧速度目標を用いて等速加圧を実行する。これにより、ポンプ５１の出力に余裕のある範囲で等速加圧制御を実施する。
　加圧速度目標が変更されたことにより（ステップＳＴ１３ｃでＹＥＳ）、振幅補正部１１３により、前述と同様に脈波振幅の補正がされて、補正後の脈波振幅を用いて血圧決定部１１７により血圧決定に処理が行われる（ステップＳＴ１７）。その後は、前述と同様の処理（ステップＳＴ１９～ステップＳＴ２３）が行われる。
　ステップＳＴ１３ａとステップＳＴ１３ｂに戻り、カフ圧が所定圧未満の期間において脈波のカウント値が所定値以下と判定される間（ステップＳＴ１３ａでＹＥＳ、ステップＳＴ１３ｂでＹＥＳ）は、加圧速度目標は変更されることなく等速加圧が継続する。
　なお、血圧の高低スクリーニングの実施に代替して、被測定者が、自己の血圧が高い／低いを指示する情報を予め操作部４１から入力しておくとしてもよい。または、被測定者の過去に測定された血圧をメモリ部４２から読出し、基準血圧と比較し、その結果に基づき血圧が高い／低いを判定するようにしてもよい。
　ここでは、加圧開始後からカフ圧が５０ｍｍＨｇになる範囲で検出される脈波の数をカウントしたが、カウント対象とするカフ圧の所定範囲はこの範囲に限定されるものではない。
　本実施の形態によれば、加圧開始から比較的に初期の期間に検出される脈波数に基づき、被測定者の血圧の高低を推定し、その結果に基づき加圧速度目標を変更する。これにより、比較的に血圧が高い被測定者の場合には、加圧開始から比較的に初期の期間において低い加圧速度目標に変更して等速加圧を行うことで、その後は、加圧速度目標の変更をすることなく、すなわち脈波振幅の補正をすることなく血圧を決定することが可能となる。
　（実施の形態３）
　上述の実施の形態１と２では、変更後の加圧速度目標は所定値（例えば、３．０ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）の固定値としていたが、本実施の形態３のように、周囲長Ｌにより可変に変更してもよい。つまり、測定部位の周囲長Ｌが大きいほど、巻き付けられるカフ２０の容量は大きくなるので、ポンプ５１には高い出力（多い吐出量）が求められる。したがって、速やかに加圧するためには、周囲長Ｌによって加圧速度目標を決定することが望ましい。
　なお、本実施の形態でも、（駆動電圧５１１≦駆動電圧上限５１２）の条件が成立する範囲で、すなわちポンプ５１の出力が余裕のある範囲で、加圧速度を等速に制御する。
　図１４は、本実施の形態３に係る電子血圧計１００Ｂの機能構成を示す機能ブロック図である。機能構成は、ＣＰＵ１０が有する機能と、その周辺部を用いて示される。
　図１５は、本実施の形態に係る加圧速度目標を決定するためのテーブルＴＢ１を示す図である。図１４を参照して、図２の機能構成と比較して異なる点は、電子血圧計１００Ｂは、目標変更部１１４に代替して目標変更部１１４Ｂを備える点にある。目標変更部１１４Ｂは、周囲長推定部４０１が推定する周囲長Ｌを入力し、周囲長Ｌに基づき図１５のテーブルＴＢ１を検索して、変更後の加圧速度目標を決定する目標決定部１２２を有する。
　テーブルＴＢ１は予めメモリ部４２に格納されている。加圧過程で加圧速度目標を変更する場合には、目標決定部１２２は、推定されている周囲長Ｌに基づき、テーブルＴＢ１を検索して対応する加圧速度ｖを読出す。目標変更部１１４Ｂは、読出された加圧速度ｖを、変更後の加圧速度目標として決定する。
　なお、この目標決定部１２２は、図１２の電子血圧計１００Ａの目標変更部１１４Ａが備えるようにしてもよい。
　これにより、測定部位の周囲長Ｌに応じて加圧速度目標を設定できて、等速加圧することができる。
　（実施の形態４）
　上述の各実施の形態では、ポンプ５１からカフ２０への単位時間当たりの空気の供給量（吐出流量）である加圧速度はポンプ駆動回路５３からポンプ５１に与えられる電圧に比例すると想定して、加圧速度目標を変更するタイミングは、ポンプ５１の駆動電圧５１１に基づき決定した。
　決定方法はこれに限定されず、電源４４が電池である場合には、加圧速度目標を変更するタイミングは、電池の端子間電圧（以下、電池電圧という）に基づき決定してもよい。つまり、電子血圧計では血圧測定時に多くの電力を消費する部品はポンプであり、ポンプの加圧速度は電池電圧に比例すると見なすことができるからである。
　なお、以下の各実施の形態においても、上述の加圧速度目標の変更に伴い振幅を補正する機能を適用することができる。
[規則91に基づく訂正 25.12.2013]　
　図１６は、本実施の形態４に係る電子血圧計１００Ｃのハードウェア構成を表わすブロック図であり、図１７は、実施の形態４に係る電子血圧計１００Ｃの機能構成を示すブロック図である。
　図１６を参照して、電子血圧計１００Ｃは、基本的に図１に示す構成と同様の構成を有するが、エア系３００に代替してエア系３００Ｃを備え、調整部３０に代替して調整部３０Ｃを備え、電源４４に代替して電源４４Ｃを備え、消費電流測定回路２８を追加して備える点は相違する。したがって、相違する点を説明する。
　エア系３００Ｃは、ポンプ５１に代替して圧電ポンプ２６を含むが、他の構成はエア系３００と同じである。調整部３０Ｃは、ポンプ５１とポンプ駆動回路５３に代替して、圧電ポンプ２６と圧電ポンプ駆動回路２７を含むが、他の構成は調整部３０と同じである。
　圧電ポンプ２６は、圧電素子を駆動源として用いたマイクロポンプである。圧電ポンプ２６は、振動制御電圧信号２７３によって駆動される圧電アクチュエータと、これに積層されたダイヤフラムと、ダイヤフラムの変位すなわち振動によって圧縮および膨張されるポンプ室とを有し、圧縮および膨張するポンプ室を介し空気がカフ２０へ供給される。
　圧電ポンプ駆動回路２７は、ＣＰＵ１０からの電圧制御信号２７１および周波数制御信号２７２に基づき、振動制御電圧信号２７３を生成し出力する。周波数制御信号２７２は、圧電アクチュエータおよびこれに積層されたダイヤフラムの寸法から決定される共振周波数に一致し、共振周波数のデータは予めメモリ部４２に格納される。また、電圧制御信号２７１は、上述したフィードバック制御により加圧速度目標に基づき決定される電圧値を指す。圧電ポンプ駆動回路２７は、電圧制御信号２７１と周波数制御信号２７２に基づき、共振周波数付近の交流電圧信号である振動制御電圧信号２７３を生成し、圧電アクチュエータに印加する。
　消費電流測定回路２８は、電流センサなどを用いて圧電ポンプ駆動回路２７での消費電流を測定し、消費電流値としてＣＰＵ１０に出力する。電子血圧計１００Ｃでは、圧電ポンプ駆動回路２７を除く他の部分の消費電流は少ないことから、圧電ポンプ駆動回路２７の消費電流を、動作時の電子血圧計１００Ｃによる消費電流とみなす。
　電源４４Ｃは、着脱自在の電池４４３および電池４４３の電池電圧を入力しデジタルデータに変換して、電池電圧値を指す電圧データ５１３をＣＰＵ１０に出力するＡ／Ｄ（Analog／digital）変換器４４２を含む。電池４４３は、乾電池などの充電不可能な一次電池、または充電可能な２次電池を適用することができる。
　圧力センサ３２は、静電容量形の圧力センサであり、カフ圧により容量値が変化する。圧力センサ３２は、カフ圧に応じた信号を増幅器２２に出力する。増幅器２２は、圧力センサ３２から入力した信号を増幅し、増幅後の信号をＡ／Ｄ（Analog/Digital）変換器２３に出力する。Ａ／Ｄ変換器２３は、増幅器２２から入力した増幅後の信号（アナログ信号）を、デジタル信号に変換し、変換後のデジタル信号をＣＰＵ１０に出力する。これにより、ＣＰＵ１０は、カフ圧および脈波を検出する。
　（機能構成）
　図１７を参照して、電子血圧計１００Ｃは、図２に示す構成と基本的に同じ構成を有するが、加圧制御部１１５を有する駆動制御部１１１に代替して電圧制御信号２７１と周波数制御信号２７２を出力する加圧制御部１１５Ｃを有する駆動制御部１１１Ｃを備え、減圧制御部１１６に代替して減圧制御部１１６Ｃを備え、目標変更部１１４に代替して電圧データ５１３を用いて加圧速度目標を変更する目標変更部１１４Ｃを備え、メモリ部４２には加圧速度目標を変更するために参照されるテーブルＴＢ２が格納される点が異なる。したがって、相違点のみを説明する。
　目標変更部１１４Ｃは、血圧測定時に圧力検出部１１２からカフ圧を入力し、加圧速度目標を変更するべきカフ圧が検出された時点で、加圧速度目標を変更する。ここでは、加圧速度目標を変更するべきカフ圧を、「変更開始圧力」と称する。目標変更部１１４Ｃは、変更開始圧力を決定するために変更圧決定部１２３を有する。
　（処理フローチャート）
　図１８は、本実施の形態４に係る血圧測定の処理フローチャートである。このフローチャートに従うプログラムは、予めメモリ部４２に格納されて、ＣＰＵ１０によりメモリ部４２から読出されて、実行される。
　被測定者は、測定部位にカフ２０を”適切巻き”で巻き付けた状態で、電源スイッチ４１Ａ（または測定スイッチ４１Ｂ）を操作すると、ＣＰＵ１０は、所定の初期化処理を行い、その後、ＣＰＵ１０は弁駆動回路５４に弁５２を閉鎖するための制御信号を出力する。これにより、弁駆動回路５４によって弁５２は閉鎖される。
　また、加圧制御部１１５Ｃは、電圧制御信号２７１のための所定（最低）電圧値を設定し、周波数制御信号２７２のために上述の共振周波数を設定する（ステップＳ３）。
　駆動制御部１１１Ｃは、加圧速度目標を所定値（例えば、５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）に初期設定し、加圧制御部１１５に出力する。加圧制御部１１５は、初期の加圧速度目標（５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）から、所定換算式に従った電圧値を算出し、算出した電圧値に基づきカフ圧が等速加圧されるような電圧制御信号２７１を生成し、圧電ポンプ駆動回路２７に出力するとともに、周波数制御信号２７２を出力する。圧電ポンプ駆動回路２７は、電圧制御信号２７１と周波数制御信号２７２に基づき振動制御電圧信号２７３を生成し、圧電ポンプ２６に出力する。これにより、カフ圧が加圧速度目標で等速加圧されるように圧電ポンプ２６が駆動されて（ステップＳ５）、カフ圧の等速加圧が開始される。
　等速加圧開始後において、変更圧決定部１２３は電圧データ５１３を入力し（ステップＳ７）、電圧データ５１３に基づきメモリ部４２のテーブルＴＢ２を検索し、検索結果に基づき変更開始圧力を決定する（ステップＳ９）。
　ここで、テーブルＴＢ２について説明する。図１９を参照してテーブルＴＢ２には、予めステップＳ７で測定される電池電圧を指す電圧データ５１３のそれぞれ毎に、初期の加圧速度（５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）で等速加圧した場合に、加圧速度が初期加圧速度から低下（変化）し始めるタイミングで検出されるカフ圧（ｍｍＨｇ）が対応付けて格納される。これらデータは、予め実験により取得されてテーブルＴＢ２に格納される。図１９では、測定部位である腕の周囲が実験データのうち最大である２１．５ｃｍの場合が例示される。図示されるように、電圧データ５１３が指示する電池電圧が低いほど、変更開始圧力は低く決定されることわかる。
　本実施の形態では、説明を簡単にするために、被測定者の腕周囲長は図１９の最大腕周囲であると想定し説明する。
　ステップＳ９で、変更開始圧力が決定すると、等速加圧を継続しながらカフ圧および脈波振幅が検出されて、オシロメトリック法に従った血圧決定部１１７による血圧決定処理が行われる（ステップＳ１１）。血圧が決定したと判定されると（ステップＳ１３でＹＥＳ）、測定結果は表示制御部１２０により表示部４０に表示されるとともに（ステップＳ１９）、メモリ処理部１１９により時計部４５の測定時間と関連付けてメモリ部４２に格納される。その後は、カフ２０の空気は排気されて、測定処理は終了する。
　一方、血圧決定部１１７により血圧が決定されないと判定されると（ステップＳ１３でＮＯ）、変更圧決定部１２３は圧力検出部１１２からのカフ圧と、ステップＳ９で取得した変更開始圧力とを比較し、比較結果に基づき（カフ圧＜変更開始圧力）の条件が成立するか否かを判定する（ステップＳ１５）。条件が成立すると判定する間は（ステップＳ１５でＹＥＳ）、ステップＳ１１の処理に戻り、以降の処理が同様に行われて、現在の加圧速度目標による等速加圧が継続する。
　一方、上述の条件は成立しないと判定されると（ステップＳ１５でＮＯ）、目標変更部１１４Ｃは、現在の加圧速度目標を所定速度だけ低くした加圧速度目標に変更する（ステップＳ１７）。目標変更部１１４Ｃは、変更後の加圧速度目標に従う電圧値を所定換算式により算出して、算出した電圧値の電圧信号を加圧制御部１１５Ｃに出力する。
　加圧制御部１１５Ｃは、入力した電圧信号に基づき電圧制御信号２７１を生成し、生成した電圧制御信号２７１と周波数制御信号２７２を圧電ポンプ駆動回路２７に出力し、圧電ポンプ駆動回路２７は、電圧制御信号２７１と周波数制御信号２７２に基づく振動制御電圧信号２７３を生成し、圧電ポンプ２６に出力する。これにより、変更後の加圧速度目標に従った速度で等速加圧が開始される（ステップＳ１１）。
　なお、ステップＳ１７では、加圧速度目標は最低速度（たとえば、２．２ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）未満とならないように変更されるものとする。
　このように、本実施の形態では、血圧測定開始時の電池電圧に基づき電池電圧が低いほど変更開始圧力を低く設定するようにしている。したがって、フィードバック制御される駆動電圧がポンプ駆動の上限電圧を超えてしまった場合、それ以上に速度を増加させることができず、カフ圧を等速で加圧することができない（図３４参照）という事態を回避しながら等速加圧を継続することができる。
　（実施の形態５）
　実施の形態４では、加圧速度目標を変更するタイミングは、血圧測定開始時に測定した電池電圧に基づき決定するようにしたが、本実施の形態のように、血圧測定中に測定する電池電圧が一定値（たとえば、１．９Ｖ）以下となったときに、加圧速度目標を低下（変化）させるようにしてもよい。
　本実施の形態に係る電子血圧計１００Ｄのハードウェア構成は実施の形態４に示すものと同じである。図２０は、本実施の形態５に係る電子血圧計１００Ｄの機能構成を示すブロック図である。
　図２０を参照して、電子血圧計１００Ｄは、基本的に図１７に示した構成と同様の構成を有するが、目標変更部１１４Ｃに代替して、電圧比較部１２４を有する目標変更部１１４Ｄを備え、メモリ部４２には加圧速度目標を変更するために参照される一定電圧値（たとえば、１．９Ｖ）を指すデータＣＶが格納される点が異なる。したがって、相違する点を説明する。
　目標変更部１１４Ｄは、電圧比較部１２４により、血圧測定中に電圧データ５１３を入力し、電圧データ５１３が指示する電池電圧と、メモリ部４２から読出したデータＣＶが指す一定電圧値とを比較する。比較結果に基づき、目標変更部１１４Ｄは、現在の加圧速度目標を所定速度だけ低くするように変更する。
　図２１は、本実施の形態５に係る一定電圧値ＣＶの決定方法を説明するためのグラフである。グラフの縦軸には、電池電圧（単位：Ｖ）がとられて、横軸にはカフ圧（単位：ｍｍＨｇ）がとられる。グラフからは、被測定者の腕周囲長が２１．５ｃｍの場合において、電池電圧が異なる（２．７Ｖ～２．３Ｖ）５個の電池４４３のそれぞれを用いて電子血圧計１００Ｄで血圧測定をした場合の実験において、カフ圧の上昇に伴う電池電圧の変化（電圧降下）が示される。グラフから、発明者らは、いずれの電池電圧であっても、電池電圧が１．９Ｖになると電池電圧は変化しない、すなわち圧電ポンプ２６の駆動電圧として必要な最小限の電池電圧ＣＶは１．９Ｖであることを確認した。なお、本実施の形態でも、説明を簡単にするために、被測定者の腕周囲長は図２１の最大腕周囲（２１．５ｃｍ）であると想定し説明する。
　（処理フローチャート）
　図２２は、本実施の形態５に係る血圧測定の処理フローチャートである。このフローチャートに従うプログラムは、予めメモリ部４２に格納されて、ＣＰＵ１０によりメモリ部４２から読出されて、実行される。
　被測定者は、測定部位にカフ２０を”適切巻き”で巻き付けた状態で、電源スイッチ４１Ａ（または測定スイッチ４１Ｂ）を操作すると、ステップＳ３とＳ５の処理が前述と同様に行われて、初期加圧速度（５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）に従って等速加圧が開始する。
　その後、目標変更部１１４Ｄは、電圧データ５１３を入力する（ステップＳ７ａ）。また、カフ圧および脈波振幅が検出されて、検出されるカフ圧および脈波振幅により血圧決定部１１７により血圧測定の処理が行われる（ステップＳ１１）。血圧決定部１１７により血圧が決定したと判定されると（ステップＳ１３でＹＥＳ）、処理はステップＳ１９に移行する。
　決定しないと判定されると（ステップＳ１３でＮＯ）、電圧比較部１２４は、ステップＳ７ａで入力する電圧データ５１３の電圧と、メモリ部４２のデータＣＶが指す一定電圧とを比較し、比較結果に基づき（電池電圧＞一定電圧）の条件が成立するか否かを判定する（ステップＳ１５ａ）。条件が成立すると判定する間は（ステップＳ１５ａでＹＥＳ）、ステップＳ７ａの処理に戻り、以降の処理が同様に行われて、現在の加圧速度目標による等速加圧が継続する。
　一方、上述の条件は成立しないと判定されると（ステップＳ１５ａでＮＯ）、目標変更部１１４Ｄは、現在の加圧速度目標を所定速度だけ低くした加圧速度目標に変更する（ステップＳ１７）。そして、上述と同様に変更後の加圧速度目標に従った速度で等速加圧が開始されて、ステップＳ７ａで電圧データ５１３が入力される。以降、前述と同様の処理が繰返される。
　このように、本実施の形態では、血圧測定中の電池電圧が一定電圧以下になると、加圧速度目標を低くするように変更する。したがって、血圧測定中にフィードバック制御される駆動電圧を電池電圧の余裕の範囲内で増加させながら、等速加圧を継続することができる。
　（実施の形態６）
　実施の形態４では、変更開始圧力を決定するために１個のテーブルＴＢを参照したが、本実施の形態６では、測定部位の腕周囲長により参照するテーブルを切替える。これにより、腕周囲長によって変更開始圧力を可変に決定して、高い測定精度を得ることができる。
　本実施の形態に係る電子血圧計１００Ｅのハードウェア構成は実施の形態４に示すものと同じである。図２３は、本実施の形態６に係る電子血圧計１００Ｅの機能構成を示すブロック図である。
　図２３を参照して、電子血圧計１００Ｅは、基本的に図１７に示した構成と同様の構成を有するが、目標変更部１１４Ｃに代替して目標変更部１１４Ｅを備え、メモリ部４２には加圧速度目標を変更するために参照されるテーブルＴＢＬ、ＴＢＭおよびＴＢＳが格納される点が異なる。したがって、相違する点を説明する。
　メモリ部４２のテーブルＴＢＬ、ＴＢＭおよびＴＢＳは、予め実験による取得されるデータを格納する。テーブルＴＢＬは、腕周囲の長さが“長い”に該当する場合のテーブルＴＢ（図１９を参照）のデータを格納する。テーブルＴＢＭは、同様に、腕周囲の長さが“標準”に該当する場合のデータを格納し、テーブルＴＢＳは、同様に、腕周囲の長さが“短い”に該当する場合のデータを格納する。テーブルＴＢＭ，ＴＢＳのデータは、図１９に示した形式で格納される。
　目標変更部１１４Ｅは、前述した周囲長推定部４０１と同様の機能を有する周囲長推定部１２５および変更圧決定部１２３を含む。周囲長推定部１２５により測定部位の周囲長が推定されると、変更圧決定部１２３は、メモリ部４２のテーブルＴＢＬ，ＴＢＭおよびＴＢＳのうちから、推定された周囲長（長い、標準、短い）に基づき、当該周囲長に該当するテーブルを抽出する。抽出したテーブルを、血圧測定開始時に取得した電圧データ５１３が指示する電池電圧に基づき検索する。検索結果により、腕周囲長に対応した変更開始圧力を決定することができる。
　具体的には、同じ電池電圧であっても、周囲長が“長い”場合には測定終了までに加圧速度目標の変更が予想されるので変更開始圧力は低く設定されて、“短い”場合には変更開始圧力は高く設定される。このように、周囲長に対応する変更開始圧力の関係は、“長い”＜“標準”＜“短い”の関係を有する。
　（処理フローチャート）
　図２４は、本実施の形態６に係る血圧測定の処理フローチャートである。このフローチャートに従うプログラムは、予めメモリ部４２に格納されて、ＣＰＵ１０によりメモリ部４２から読出されて、実行される。
　被測定者は、測定部位にカフ２０を”適切巻き”で巻き付けた状態で、電源スイッチ４１Ａ（または測定スイッチ４１Ｂ）を操作すると、ステップＳ３とＳ５の処理が前述と同様に行われて、目標変更部１１４Ｅは電圧データ５１３を入力し、血圧測定開始時の電池電圧を取得する（ステップＳ７）。
　そして、初期加圧速度（５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）に従って等速加圧が開始されると、周囲長推定部１２５はカフ２０が巻付けられている測定部位の周囲長を推定する（ステップＳ９ａ）。
　変更圧決定部１２３は、ステップＳ７とステップＳ９ａで取得した電池電圧と推定された周囲長に基づき、メモリ部４２を検索し、周囲長に該当するテーブルを抽出する。そして抽出したテーブルを、電池電圧に基づき検索することにより変更開始圧力を読出す。これにより、変更開始圧力を決定する（ステップＳ９ｂ）。
　その後は、ステップＳ１１～ステップＳ１９の処理が前述と同様に行われて、血圧測定が終了する。
　なお、測定部位の周囲長は、ステップＳ９ａで推定処理による取得する方法に限定されず、被測定者から入力された周囲長を用いてもよく、予め被測定者毎にメモリ部４２に測定部位の周囲長を格納しておき、測定時には、被測定者毎に対応する周囲長を読出すことにより取得してもよい。
　このように、本実施の形態では、血圧測定開始時の電池電圧と、カフ２０が巻付けられる測定部位の周囲長とに基づき、同じ周囲長であれば電池電圧が低いほど変更開始圧力を低く設定し、また、同じ電池電圧であれば周囲長が長いほど変更開始圧力を低く設定するようにしている。したがって、フィードバック制御される駆動電圧がポンプ駆動を電池電圧の余裕の範囲内で可変に制御して、カフ圧の等速加圧を継続することができる。
　（実施の形態７）
　実施の形態４では、血圧測定開始時の初期加圧の段階で測定した電池電圧から変更開始圧力を決定したが、本実施の形態では、電池４４３について設定されたＢＬ（バッテリローの略）電圧と、初期加圧時に取得した電池電圧との差分に従って、変更開始圧力を可変に変更する。
　ここで、バッテリローは、電子血圧計の設計仕様により決まる要求電圧であって、電子血圧計の正常動作を保証するために要求される電池電圧を指す。ＢＬ電圧の設定値を指すデータＢＬＶは、電子血圧計毎に、メモリ部４２に予め格納される。
　図２５には、電子血圧計の消費電力とカフ圧の関係を示すグラフが示され、グラフの縦軸に消費電力（単位：Ｗ）が、横軸にカフ圧（単位：ｍｍＨｇ）がとられる。図２６には、電子血圧計の電池の電圧降下とカフ圧の関係を示すグラフが示され、グラフの縦軸に電池電圧（単位：Ｖ）が、横軸にカフ圧（単位：ｍｍＨｇ）がとられる。
　所定の電池電圧（２．３Ｖ）でカフ圧を上昇させた場合、図２５のグラフによれば、カフ圧が上昇するほど消費電力は多くなり、電池４４３の電圧降下量も多くなることがわかる。したがって、カフ圧を測定に必要な圧力まで上昇させるには、ＢＬ電圧を高めに設定する必要があるが、ＢＬ電圧を高くすると、電池４４３の寿命は短くなる。また、消費電力を少なくするためには加圧速度を遅く（たとえば、３．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）すればよい（図２５参照）が、測定時間が長くなる。そこで、本実施の形態では、実験により、消費電力と加圧速度との関係からＢＬ電圧を可変に設定し、データＢＬＶとしてメモリ部４２に格納する。
　図２７には本実施の形態７に係る電子血圧計１００Ｆの機能構成が示されて、図２８には本実施の形態に係る処理フローチャートが示されて、図２９には、本実施の形態に係る変更開始圧力を決定するために参照されるテーブルＴＢ４の内容を模式的に表すためのグラフが示される。図２９のグラフは、電子血圧計１００Ｆを用いた実験により取得された。
　図２９では、初期加圧時に取得した電池電圧が所定値であって初期の加圧速度目標（５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）で等速加圧を継続した場合に、設定ＢＬ電圧毎に、ＢＬ電圧と当該等速加圧を継続可能なカフ圧の最大値との関係が近似曲線のグラフで示される。
　グラフの縦軸には圧力検出部１１２により検出されるカフ圧（単位：ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）がとられ、横軸にはデータＢＬＶが示す設定ＢＬ電圧（単位：Ｖ）がとられており、近似曲線は、式１２７で表わすことができる。グラフによれば、たとえば、設定ＢＬ電圧が２．５Ｖである場合には、１７５ｍｍＨｇまで等速加圧が可能であるから、変更圧決定部１２６は、圧力検出部１１２からのカフ圧が１７５ｍｍＨｇを指示すると判定すると、初期の加圧速度目標を変更（低く）する。
　テーブルＴＢ４には、このような実験により取得したデータが格納される。具体的には、電池電圧と設定ＢＬ電圧との複数種類の組と、複数種類の組のそれぞれに対応して、初期の加圧速度目標で等速加圧を継続可能なカフ圧の最大値とが格納される。
　図２７を参照して、電子血圧計１００Ｆは、基本的に図１７に示した構成と同様の構成を有するが、目標変更部１１４Ｃに代替して変更圧決定部１２６を有する目標変更部１１４Ｆを備え、メモリ部４２には加圧速度目標を変更するために参照されるテーブルＴＢ４およびデータＢＬＶが格納される点が異なる。したがって、相違する点を説明する。
　変更圧決定部１２６は、電圧データ５１３に基づく電池４４３の電池電圧とメモリ部４２から読出したデータＢＬＶが指示する設定ＢＬ電圧とからなる組に基づきテーブルＴＢ４を検索し、検索結果に基づき、当該組に対応するカフ圧をテーブルＴＢ４から読出す。これにより、変更開始圧力を決定する。目標変更部１１４Ｆは、血圧測定中に圧力検出部１１２から入力するカフ圧と、決定された変更開始圧力とを比較し、比較結果に基づき加圧速度目標を変更（低く）する。
　（処理フローチャート）
　図２８は、本実施の形態７に係る血圧測定の処理フローチャートである。このフローチャートに従うプログラムは、予めメモリ部４２に格納されて、ＣＰＵ１０によりメモリ部４２から読出されて、実行される。
　被測定者は、測定部位にカフ２０を”適切巻き”で巻き付けた状態で、電源スイッチ４１Ａ（または測定スイッチ４１Ｂ）を操作すると、ステップＳ３とＳ５の処理が前述と同様に行われて、目標変更部１１４Ｆは電圧データ５１３を入力し、血圧測定開始時の初期の電池電圧を取得する（ステップＳ７）とともに、変更圧決定部１２６は、上述の通り、初期の電池電圧とデータＢＬＶが指示する設定ＢＬ電圧とに基づき、変更開始圧力を決定する（ステップＳ９ｃ）。
　そして、初期加圧速度（５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）に従って等速加圧が開始されると、その後は、ステップＳ１１～ステップＳ１９の処理が前述と同様に行われて、血圧測定が終了する。
　なお、変更開始圧力はテーブルＴＢ４を検索して決定する態様に限定されず、式１２７に従って算出してもよい。つまり、電池電圧とデータＢＬＶが指示する設定ＢＬ電圧とからなる組み毎に式１２７を準備して、式１２７に従って算出することで変更開始圧力を決定してもよい。
　また、変更開始圧力は、初期の電池電圧とデータＢＬＶが指示する設定ＢＬ電圧との差に基づき、決定するとしてもよい。
　このように、本実施の形態では、初期時の電池電圧が同じならば、データＢＬＶが指す設定ＢＬ電圧が高いほど変更開始圧力を高い圧力に決定する（図２７参照）ようにして、血圧測定中に加圧速度目標が変更される回数を少なくすることができるから、加圧速度目標の変更によって脈波振幅に誤差が生じするのを抑制することができる。また、初期時の電池電圧が同じならば、データＢＬＶが指す設定ＢＬ電圧が低いほど変更開始圧力を低い圧力に決定する（図２９参照）ことから、フィードバック制御される駆動電圧が設定ＢＬ電圧を超えてしまった場合、それ以上に速度を増加させることができず、カフ圧を等速で加圧することができないという事態を回避しながら等速加圧を継続することができる。
　（実施の形態８）
　実施の形態８では、上述した各実施の形態により決定された変更開始圧力に基づき、血圧測定に要する測定時間が規定時間よりも長くなると判断すると、その旨を出力する。これにより、被測定者には、測定時間が長くなる場合でも、それは電子血圧計の故障によるものではないことを確認することができる。
　図３０には本実施の形態８に係る電子血圧計１００Ｇの機能構成が示されて、図３１には本実施の形態に係る処理フローチャートが示されて、図３２には、本実施の形態に係る変更開始圧力と加圧時間（測定時間）の関係を近似曲線で表わしたグラフが示される。図３２のグラフは、電子血圧計１００Ｇを用いた実験により取得された。なお、ここでは、電池４４３の電池電圧および設定ＢＬ電圧は十分に高いものとする。
[規則91に基づく訂正 25.12.2013]　
　図３２では、グラフの縦軸には加圧時間（単位：ｓｅｃ）がとられ、横軸には変更開始圧力（単位：ｍｍＨｇ）がとられる。初期の加圧速度目標（５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）で等速加圧を継続しながら、適宜のタイミングで加圧速度目標を変更したときに検出されるカフ圧（変更開始圧力）と、それに対応した加圧時間との関係が近似曲線のグラフで示される。カフ圧（変更開始圧力）に対応した加圧時間とは、当該変更開始圧力で加圧速度目標（５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）を変更（低く）した場合に要する測定開始から測定終了（加圧開始から加圧終了（排気開始））までの時間を指す。
　図３２によれば、初期の加圧速度目標を変更することなく測定が終了する場合と、初期の加圧速度目標で加圧を開始した後の変更開始圧力（８０ｍｍＨｇ）で加圧速度目標を変更して測定が終了する場合とでは、加圧時間はΔＴだけ相違する。そこで、本実施の形態では、たとえば、初期の加圧速度目標を変更することなく測定が終了する場合の加圧時間Ｔ１を用いて、規定時間を（Ｔ１＋（ΔＴ／２））により算出する。そして、算出した規定時間に対応する変更開始圧力を図３２のグラフのデータから検索し、検索により読出した変更開始圧力を規定圧として決定する。
　図３０を参照して、電子血圧計１００Ｇは、基本的に図２５に示した構成と同様の構成を有するが、測定時間が長くなることを判定するための延長判定部１２８を追加して備え、また、メモリ部４２にはテーブルＴＢ４およびデータＢＬＶに追加して、規定圧を指すデータＲＰが格納される点が異なる。したがって、相違する点を説明する。
　延長判定部１２８は、変更圧決定部１２６から決定された変更開始圧力を入力し、入力した変更開始圧力とメモリ部４２から読出したデータＲＰが指す規定圧とを比較し、比較結果に基づき、表示制御部１２０を介して表示部４０に“測定時間が延長する”旨を表示する。なお、出力は、表示に限定されず、音声によるものであってもよい。
　（処理フローチャート）
　図３１は、本実施の形態８に係る血圧測定の処理フローチャートである。このフローチャートに従うプログラムは、予めメモリ部４２に格納されて、ＣＰＵ１０によりメモリ部４２から読出されて、実行される。
　被測定者は、測定部位にカフ２０を”適切巻き”で巻き付けた状態で、電源スイッチ４１Ａ（または測定スイッチ４１Ｂ）を操作すると、ステップＳ３～Ｓ７の処理が前述と同様に行われて、変更圧決定部１２６は、上述の通り、初期の電池電圧とデータＢＬＶが指示する設定ＢＬ電圧とに基づき、変更開始圧力を決定する（ステップＳ９ｃ）。
　延長判定部１２８は、変更圧決定部１２６から変更開始圧力を入力し、入力した変更開始圧力とメモリ部４２から読出したデータＲＰが指す規定圧とを比較する。比較結果に基づき（変更開始圧力＜規定圧）の条件が成立すると判定すると（ステップＳ９ｄでＹＥＳ）、測定時間延長の表示をすることなく、初期加圧速度（５．５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）に従って等速加圧が開始され、その後は、ステップＳ１１～ステップＳ１９の処理が前述と同様に行われて、血圧測定が終了する。
　一方、延長判定部１２８は、比較結果に基づき（変更開始圧力＜規定圧）の条件は成立しないと判定すると（ステップＳ９ｄでＮＯ）、表示制御部１２０を介して表示部４０に“測定時間が延長する”旨を表示する（ステップＳ９ｅ）。その後、処理はステップＳ１１以降に移行する。
　なお、ここでは、実施の形態７の態様で加圧速度目標が変更される場合を説明したが、他の実施の形態で加圧速度目標が変更される場合であっても、同様にして、延長判定部１２８による判定と、測定時間延長の旨の出力とを適用することができる。
　このように、本実施の形態では、測定開始時において、その後、加圧速度目標を変更するために加圧時間が規定時間を超えて長くなると予測される場合には、その旨を出力する。これにより、被測定者は測定時間が長いことによる不安を予め解消しておくことができて、不安に起因した血圧の変動を回避することができる。
　（変形例）
　実施の形態４～８では、加圧速度目標を変更するための変更開始圧力を、血圧測定中の電池電圧を用いて決定したが、電池電圧に代替して電子血圧計の消費電力量を用いてもよい。または、消費電力量は、消費電流測定回路２８から入力する消費電流値から、所定換算式に従って算出するようにしてもよい。
　また、電池電圧を用いて変更開始圧力を決定する場合であっても、変更後の加圧速度目標は、実施の形態２に示すように被測定者の血圧の高低を示す情報に基づき変更してもよい。または、実施の形態３に示すように、加圧速度目標を、取得した周囲長に基づき変更するとしてもよい。
　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。
　２０　カフ、５１　ポンプ、５２　弁、５３　ポンプ駆動回路、５４　弁駆動回路、１００，１００Ａ，１００Ｂ　電子血圧計、１１１　駆動制御部、１１２　圧力検出部、１１３　振幅補正部、１１４，１１４Ａ，１１４Ｂ　目標変更部、１１５　加圧制御部、１１６　減圧制御部、１１７　血圧決定部、１１８　脈波検出部、１１９　メモリ処理部、１２０　表示制御部、１２１　脈波カウント部、１２２　目標決定部、４０２　補正係数決定部、５１１　駆動電圧、５１２　駆動電圧上限、１２３，１２６　変更圧決定部、１２４　電圧比較部、１２５，４０１　周囲長推定部、１２８　延長判定部、２７１　電圧制御信号、２７２　周波数制御信号、２７３　振動制御電圧信号。

Claims (14)

  1. 　被測定者の測定部位の周囲に巻付けられるカフ（２０）と、
    　カフ内に流体を出力するためのポンプ（５１）と、
    　前記ポンプを、駆動電圧に従って、前記カフ内の圧力が加圧速度目標で加圧されるように制御する制御部と、
    　前記カフ内のカフ圧を表わすカフ圧信号を検出するための圧力検出部（１１２）と、
    　前記圧力検出部より検出されるカフ圧信号に重畳する脈波に基づいて血圧値を算出するための血圧算出部（１１７）と、
    　前記カフ圧を初期の加圧速度目標で加圧開始し加圧を継続する加圧過程において、前記加圧速度目標を可変に変更する目標変更部と、を備え、
    　前記目標変更部は、
    　前記加圧過程において測定される前記駆動電圧が、前記ポンプが出力可能な範囲に相当する電圧の範囲となるように、加圧速度目標を可変に変更する、電子血圧計。
  2. 　前記駆動電圧として、前記電子血圧計の各部に電源を供給するための電池の電圧を測定する電池電圧測定部を、さらに備え、
    　前記目標変更部は、
    　測定される電池の電圧に基づき、加圧速度目標を可変に変更するべきカフ圧を決定する変更圧力決定部を、含み、
    　前記加圧過程において、前記圧力検出部により検出される前記カフ圧信号が、決定された前記カフ圧を指示するとき、加圧速度目標を可変に変更する、請求項１に記載の電子血圧計。
  3. 　前記変更圧力決定部は、
    　加圧開始時に測定される電池の電圧に基づき、加圧速度目標を可変に変更するべきカフ圧を決定する、請求項２に記載の電子血圧計。
  4. 　測定部位の周囲長を取得する周囲長取得部を、さらに備え、
    　前記変更圧力決定部は、
    　取得される周囲長に基づき、加圧速度目標を可変に変更するべきカフ圧を決定する、請求項２または３に記載の電子血圧計。
  5. 　前記変更圧力決定部は、
    　前記電子血圧計の正常動作を保証するために前記電池について要求される所定電圧と、測定される電池の電圧との差に基づき、加圧速度目標を可変に変更するべきカフ圧を決定する、請求項２に記載の電子血圧計。
  6. 　被測定者の血圧の高低を示す情報を取得し、
    　前記目標変更部は、
    　加圧速度目標を、取得した前記情報に基づき変更する、請求項１から５のいずれかに記載の電子血圧計。
  7. 　前記圧力検出部より検出されるカフ圧信号に重畳する脈波を検出する脈波検出部を、さらに備え、
    　前記目標変更部は、
    　加圧開始後から所定範囲のカフ圧が検出される期間において、前記脈波検出部により検出される脈波の数に基づき、被測定者の血圧の高低を示す情報を取得する、請求項６に記載の電子血圧計。
  8. 　測定部位の周囲長を取得する周囲長取得部を、備え、
    　前記目標変更部は、
    　加圧速度目標を、取得した周囲長に基づき変更する、請求項１から５のいずれかに記載の電子血圧計。
  9. 　変更開始圧力と所定圧力との比較結果に基づき、測定時間が長くなる旨を報知する、請求項２から８のいずれかに記載の電子血圧計。
  10. 　前記血圧算出部は、
    　前記加圧速度目標の変更による誤差を補正するように脈波振幅を変更し、カフ圧と変更後の脈波振幅とに基づいて血圧を算出する、請求項１から９のいずれかに記載の電子血圧計。
  11. 　前記血圧算出部は、
    　変更前後の加圧速度目標に基づき、前記補正のための係数を決定するための係数決定部を、含み、
    　決定された係数を用いて、変更前の脈波振幅から変更後の脈波振幅を算出する、請求項１０に記載の電子血圧計。
  12. 　前記係数決定部は、
    　変更前の加圧速度目標と変更後の加圧速度目標との比に基づき、前記係数を決定する、請求項１１に記載の電子血圧計。
  13. 　測定部位の周囲長を取得する周囲長取得部を、備え、
    　前記係数決定部は、
    　取得した周囲長と、変更前の加圧速度目標と変更後の加圧速度目標との比に基づき前記係数を決定する、請求項１２に記載の電子血圧計。
  14. 　被測定者の測定部位の周囲に巻付けられるカフ（２０）と、
    　カフ内に流体を出力するためのポンプ（２６）と、
    　前記ポンプを、駆動電圧に従って、前記カフ内の圧力が加圧速度目標で加圧されるように制御する制御部と、
    　前記カフ内のカフ圧を表わすカフ圧信号を検出するための圧力検出部（１１２）と、
    　前記圧力検出部より検出されるカフ圧信号に重畳する脈波に基づいて血圧値を算出するための血圧算出部（１１７）と、
    　前記カフ圧を初期の加圧速度目標で加圧開始し加圧を継続する加圧過程において、前記加圧速度目標を可変に変更する目標変更部（１１４Ｃ）と、を備え、
    　前記目標変更部は、
    　前記加圧過程において測定される消費電力が、前記ポンプが出力可能な範囲に相当する消費電力の範囲となるように、加圧速度目標を可変に変更する、電子血圧計。
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Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6849663B2 (ja) * 2015-09-03 2021-03-24 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 非侵襲的血圧モニタリングデバイス及び方法
JP6823054B2 (ja) * 2015-10-08 2021-01-27 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 血圧測定システムに使用する検出装置
JP6627502B2 (ja) * 2015-12-28 2020-01-08 オムロンヘルスケア株式会社 電子血圧計
TWI611103B (zh) * 2016-02-03 2018-01-11 研能科技股份有限公司 適用於壓電致動泵浦之驅動電路之控制方法及其驅動電路
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
CN106108877B (zh) * 2016-06-03 2017-09-26 广州中科新知科技有限公司 一种血压测量仪
TWI604821B (zh) * 2016-11-11 2017-11-11 Microlife Corp 具有壓電幫浦的血壓測量裝置及具有壓電幫浦的血壓測量裝置的控制方法
CN110213990B (zh) * 2017-03-16 2022-04-26 株式会社村田制作所 流体控制装置以及血压计
JP6324574B1 (ja) * 2017-03-31 2018-05-16 シチズン時計株式会社 血圧計
CN107536605B (zh) * 2017-09-05 2020-05-05 广州视源电子科技股份有限公司 一种pwm电路占空比调节方法、控制器和血压测量装置
US11553848B2 (en) 2017-09-29 2023-01-17 Fitbit, Inc. Devices and methods for controlling inflation rate in blood pressure measurements
CN108071581B (zh) * 2017-12-13 2019-07-05 深圳市景新浩科技有限公司 一种微型压电泵充气软件控制方法及系统
EP3524144A1 (en) * 2018-02-12 2019-08-14 Koninklijke Philips N.V. Controlling a wearable cuff
JP2020116364A (ja) * 2019-01-22 2020-08-06 京セラ株式会社 電子機器、電子機器の制御方法、及び電子機器の制御プログラム
US20220117501A1 (en) * 2019-01-22 2022-04-21 Kyocera Corporation Electronic device, method for controlling electronic device, and program for controlling electronic device
CN110522434B (zh) * 2019-04-08 2024-05-14 深圳市贝斯曼精密仪器有限公司 一种血压检测装置的放气控制电路
US20230147348A1 (en) * 2020-03-31 2023-05-11 Minebea Mitsumi Inc. Pump control device and pump control system
JP2022102938A (ja) 2020-12-25 2022-07-07 ミネベアミツミ株式会社 ポンプシステム、流体供給装置および圧力検出方法

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3109155B2 (ja) 1991-08-13 2000-11-13 オムロン株式会社 電子血圧計
JP3621187B2 (ja) 1996-03-19 2005-02-16 コーリンメディカルテクノロジー株式会社 オシロメトリック式自動血圧測定装置
JP3473325B2 (ja) 1997-05-23 2003-12-02 オムロンヘルスケア株式会社 血圧測定装置
JP3733837B2 (ja) 2000-05-26 2006-01-11 松下電工株式会社 血圧計
JP3426577B2 (ja) * 2000-10-30 2003-07-14 日本コーリン株式会社 自動血圧測定装置
JP3774396B2 (ja) * 2001-11-19 2006-05-10 コーリンメディカルテクノロジー株式会社 オシロメトリック式自動血圧測定装置
JP3858848B2 (ja) * 2003-04-15 2006-12-20 オムロンヘルスケア株式会社 脈波測定装置および脈波測定装置制御プログラム
JP4512379B2 (ja) 2004-02-04 2010-07-28 大和製衡株式会社 健康状態判定装置および健康状態判定用プログラム
JP4607547B2 (ja) 2004-11-02 2011-01-05 日本精密測器株式会社 電子血圧計の圧力制御方法及び脈波弁別方法
JP4134234B1 (ja) 2007-02-05 2008-08-20 シチズンホールディングス株式会社 電子血圧計
JP4957480B2 (ja) 2007-09-20 2012-06-20 株式会社村田製作所 圧電マイクロポンプ
CN102036604B (zh) * 2008-05-22 2013-03-06 欧姆龙健康医疗事业株式会社 血压测定装置
JP5343472B2 (ja) 2008-09-17 2013-11-13 オムロンヘルスケア株式会社 電子血圧計および血圧測定制御方法
JP2011101735A (ja) * 2009-11-11 2011-05-26 Omron Healthcare Co Ltd 電子血圧計
JP5233967B2 (ja) * 2009-11-20 2013-07-10 オムロンヘルスケア株式会社 血圧測定装置
US20110152650A1 (en) * 2009-12-21 2011-06-23 General Electric Company Adaptive pump control during non-invasive blood pressure measurement
CN102160779A (zh) * 2010-02-22 2011-08-24 深圳市金科威实业有限公司 向无创血压测量设备的袖带充气的方法及装置
JP5853587B2 (ja) * 2011-10-26 2016-02-09 オムロンヘルスケア株式会社 電子血圧計

Also Published As

Publication number Publication date
JP2013090825A (ja) 2013-05-16
JP5811766B2 (ja) 2015-11-11
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