特許 6019592 血圧測定装置

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】6019592

(24)【登録日】2016年10月14日

(45)【発行日】2016年11月2日

(54)【発明の名称】血圧測定装置

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/022 20060101AFI20161020BHJP

   A61B 5/0235 20060101ALI20161020BHJP

   A61B 5/02 20060101ALI20161020BHJP

【ＦＩ】

   A61B5/02 634M

   A61B5/02 639

   A61B5/02 310J

   A61B5/02 632Z

【請求項の数】7

【全頁数】23

(21)【出願番号】特願2012-10924(P2012-10924)

(22)【出願日】2012年1月23日

(65)【公開番号】特開2013-146481(P2013-146481A)

(43)【公開日】2013年8月1日

【審査請求日】2014年12月24日

【前置審査】

(73)【特許権者】

【識別番号】503246015

【氏名又は名称】オムロンヘルスケア株式会社

(74)【代理人】

【識別番号】110001195

【氏名又は名称】特許業務法人深見特許事務所

(72)【発明者】

【氏名】澤野井 幸哉

【審査官】 遠藤 直恵

(56)【参考文献】

【文献】 特開２００５−３０４６７０（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開昭６１−０１６７３０（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００１−３０９８９５（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開昭６０−０４１９５０（ＪＰ，Ａ）

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

Ａ６１Ｂ ５／０２−５／０３

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

ユーザの測定部位に装着されるカフと、
前記カフ内のカフ圧を加圧または減圧することにより調整するための圧調整部と、
カフ圧を検出するための圧力検出部と、を含む測定部と、
前記圧調整部によりカフ圧が調整される過程において前記圧力検出部によって検出されるカフ圧に基づき、パラメータを用いて血圧を取得するための血圧取得部を含む処理部と、を備え、
前記処理部は、さらに、
前記測定部からの出力に基づき血圧測定に関連した情報を取得するための関連情報取得部と、
前記関連情報取得部により取得された情報を用いて、前記測定部位よりも末梢側部位のうっ血の度合いを判定するためのうっ血度判定部と、
判定される前記うっ血度に基づき、血圧取得に用いる前記パラメータの値を決定するためのパラメータ決定部と、を含み、
前記圧調整部は、所定加圧速度でカフ圧を所定圧まで加圧し、その後に減圧し、
前記血圧測定に関連した情報は、前記所定圧を含む、血圧測定装置。

【請求項2】

ユーザの測定部位に装着されるカフと、
前記カフ内のカフ圧を加圧または減圧することにより調整するための圧調整部と、
カフ圧を検出するための圧力検出部と、を含む測定部と、
前記圧調整部によりカフ圧が調整される過程において前記圧力検出部によって検出されるカフ圧に基づき、パラメータを用いて血圧を取得するための血圧取得部を含む処理部と、を備え、
前記処理部は、さらに、
前記測定部からの出力に基づき血圧測定に関連した情報を取得するための関連情報取得部と、
前記関連情報取得部により取得された情報を用いて、前記測定部位よりも末梢側部位のうっ血の度合いを判定するためのうっ血度判定部と、
判定される前記うっ血度に基づき、血圧取得に用いる前記パラメータの値を決定するためのパラメータ決定部と、を含み、
タイマを、さらに備え、
前記圧調整部は、所定加圧速度でカフ圧を所定圧まで加圧し、その後に減圧し、
前記タイマは、カフ圧が加圧開始されてから前記所定圧に加圧されるまでの加圧時間を計測し、
前記血圧測定に関連した情報は、前記加圧時間を含む、血圧測定装置。

【請求項3】

ユーザの測定部位に装着されるカフと、
前記カフ内のカフ圧を加圧または減圧することにより調整するための圧調整部と、
カフ圧を検出するための圧力検出部と、を含む測定部と、
前記圧調整部によりカフ圧が調整される過程において前記圧力検出部によって検出されるカフ圧に基づき、パラメータを用いて血圧を取得するための血圧取得部を含む処理部と、を備え、
前記処理部は、さらに、
前記測定部からの出力に基づき血圧測定に関連した情報を取得するための関連情報取得部と、
前記関連情報取得部により取得された情報を用いて、前記測定部位よりも末梢側部位のうっ血の度合いを判定するためのうっ血度判定部と、
判定される前記うっ血度に基づき、血圧取得に用いる前記パラメータの値を決定するためのパラメータ決定部と、を含み、
前記圧調整部は、所定加圧速度でカフ圧を所定圧まで加圧し、その後に減圧し、
前記血圧測定に関連した情報は、前記加圧速度を含む、血圧測定装置。

【請求項4】

ユーザの測定部位に装着されるカフと、
前記カフ内のカフ圧を所定加圧速度で所定圧まで加圧し、その後に減圧することにより調整するための圧調整部と、
カフ圧を検出するための圧力検出部と、を含む測定部と、
前記圧調整部によりカフ圧が調整される過程において前記圧力検出部によって検出されるカフ圧に基づき、パラメータを用いて血圧を取得するための血圧取得部を含む処理部と、
前記カフ圧に重畳する脈波を検出する脈波検出部を備え、
前記処理部は、さらに、
前記測定部からの出力に基づき前記所定圧、またはカフ圧が加圧開始されてから前記所定圧に加圧されるまでの加圧時間、または前記所定加圧速度を含む血圧測定に関連した情報を取得するための関連情報取得部と、
前記関連情報取得部により取得された情報を用いて、前記測定部位よりも末梢側部位のうっ血の度合いを判定するためのうっ血度判定部と、
判定される前記うっ血度に基づき、血圧取得に用いる前記パラメータの値を決定するためのパラメータ決定部と、を含み、
前記血圧取得部は、
前記圧調整部によりカフ圧が調整される過程において前記圧力検出部によって検出されるカフ圧と、検出された前記脈波の振幅と、決定された前記パラメータの値とを用いて血圧を取得する第１血圧取得部を含む、血圧測定装置。

【請求項5】

ユーザの測定部位に装着されるカフと、
前記カフ内のカフ圧を所定加圧速度で所定圧まで加圧し、その後に減圧することにより調整するための圧調整部と、
カフ圧を検出するための圧力検出部と、を含む測定部と、
前記圧調整部によりカフ圧が調整される過程において前記圧力検出部によって検出されるカフ圧に基づき、パラメータを用いて血圧を取得するための血圧取得部を含む処理部と、
前記測定部位の血流に伴い発生する音を検出するための音検出部を、を備え、
前記処理部は、さらに、
前記測定部からの出力に基づき前記所定圧、またはカフ圧が加圧開始されてから前記所定圧に加圧されるまでの加圧時間、または前記所定加圧速度を含む血圧測定に関連した情報を取得するための関連情報取得部と、
前記関連情報取得部により取得された情報を用いて、前記測定部位よりも末梢側部位のうっ血の度合いを判定するためのうっ血度判定部と、
判定される前記うっ血度に基づき、血圧取得に用いる前記パラメータの値を決定するためのパラメータ決定部と、を含み、
前記血圧取得部は、
前記圧調整部によりカフ圧が調整される過程において前記圧力検出部によって検出されるカフ圧と、前記音検出部からの出力信号と、決定された前記パラメータの値とを用いて血圧を取得する第２血圧取得部を含む、血圧測定装置。

【請求項6】

ユーザの測定部位に装着されるカフと、
前記カフ内のカフ圧を所定加圧速度で所定圧まで加圧し、その後に減圧することにより調整するための圧調整部と、
カフ圧を検出するための圧力検出部と、を含む測定部と、
前記圧調整部によりカフ圧が調整される過程において前記圧力検出部によって検出されるカフ圧に基づき、パラメータを用いて血圧を取得するための血圧取得部を含む処理部と、を備え、
前記処理部は、さらに、
前記測定部からの出力に基づき前記所定圧、またはカフ圧が加圧開始されてから前記所定圧に加圧されるまでの加圧時間、または前記所定加圧速度を含む血圧測定に関連した情報を取得するための関連情報取得部と、
前記関連情報取得部により取得された情報を用いて、前記測定部位よりも末梢側部位のうっ血の度合いを判定するためのうっ血度判定部と、
判定される前記うっ血度に基づき、血圧取得に用いる前記パラメータの値を決定するためのパラメータ決定部と、を含み、
前記うっ血度判定部により判定された前記うっ血度を、メモリに格納するためのメモリ処理部を、さらに備え、
前記メモリに格納されている前記うっ血度に基づく情報を出力する、血圧測定装置。

【請求項7】

前記関連情報取得部は、
前記圧調整部がカフ圧を調整する過程において、前記圧力検出部により検出されるカフ圧に基づき血圧を推定するための血圧推定部を、含み、
前記血圧測定に関連した情報は、前記血圧推定部により推定される血圧を含む、請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の血圧測定装置。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

この発明は血圧測定装置に関し、特に、測定部位より末梢側部位で発生するうっ血を考慮して血圧測定する血圧測定装置に関する。

【背景技術】

【0002】

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、たと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。

【0003】

近年の研究により、医療機関で測定される血圧（随時血圧）よりも、家庭で測定する血圧（家庭血圧）の方が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、家庭で使用する電子血圧計が普及している。

【0004】

家庭用の電子血圧計の測定原理には、主にオシロメトリック法やマイクロフォン法が使用されている。オシロメトリック法では、上腕などの測定部位にカフを巻き付け、カフ内の圧力（カフ圧）を所定の圧力（たとえば、収縮期血圧＋３０ｍｍHg）まで急速に加圧した後、カフ圧を徐々に減圧する。その際に発生する動脈の容積変化をカフ圧に重畳した微小圧変動（圧脈波振幅）として検出し、その圧脈波振幅が急増するときに検出されるカフ圧を収縮期血圧、急減するときに検出されるカフ圧を拡張期血圧として決定する。また、カフ圧を徐々に加圧していき、その際に検出される圧脈波振幅から血圧を決定することも可能である。オシロメトリック法を用いた電子血圧計が、たとえば特許文献１に示される。

【0005】

一方、マイクロフォン法では、オシロメトリック法と同様に、上腕などの測定部位にカフを巻き付け、カフ圧を所定の圧力（たとえば、収縮期血圧＋３０ｍｍHg）まで急速に加圧した後、カフ圧を徐々に減圧する。カフ圧を加圧または減圧により調整していく際に動脈の血流に伴って生じる音、いわゆるコロトコフ音をカフに内蔵したマイクロフォンで検出する。検出結果に基づき、コロトコフ音が出現したときに検出されるカフ圧を収縮期血圧、コロトコフ音が減弱または消滅したときに検出されるカフ圧を拡張期血圧として決定する。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0006】

【特許文献1】特開昭６２−２６８５３２号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0007】

上述のいずれの測定方法においても、測定部位を上腕とした場合、上腕にカフを巻き、カフ圧を加圧していくと、拡張期血圧より低いカフ圧（たとえば４０ｍｍＨｇ）で内圧の低い静脈が閉塞される。しかし、動脈はまだ閉塞されていないため血液が上腕より末梢側部位（前腕）に溜まっていく。この末梢側部位に血液が溜まる現象を“うっ血”と呼ぶ。

【0008】

末梢側部位にうっ血が発生すると血圧測定精度の誤差の増大を招くことになる。つまり、末梢側部位のうっ血により、測定部位の動脈圧と末梢側部位の動脈圧の差が小さくなり、血流量が減少することになる。

【0009】

したがって、オシロメトリック法では、血流による動脈容積変化をカフ圧に重畳した圧脈波振幅として検出することにより血圧を決定しているため、末梢側部位でうっ血が発生し血流量が減少すると動脈容積変化が小さくなり、結果として検出される圧脈波振幅が小さくなり、決定される血圧値に誤差が含まれることになる。また、マイクロフォン法では、血流により動脈内で発生するコロトコフ音を検出することにより血圧を決定するため、末梢側部位でうっ血が発生し血流量が減少するとコロトコフ音は小さくなり、決定される血圧値に誤差が含まれることになる。

【0010】

しかしながら、特許文献１などの従来のオシロメトリック法およびマイクロフォン法のいずれであっても、うっ血を考慮した測定方法ではないために、正確な血圧を測定することは困難であった。

【0011】

それゆえに、本発明の目的は、高い精度で血圧を測定する血圧測定装置を提供することである。

【課題を解決するための手段】

【0012】

この発明のある局面に従う血圧測定装置は、ユーザの測定部位に装着されるカフと、カフ内のカフ圧を加圧または減圧することにより調整するための圧調整部と、カフ圧を検出するための圧力検出部と、を含む測定部と、圧調整部によりカフ圧が調整される過程において圧力検出部によって検出されるカフ圧に基づき、パラメータを用いて血圧を取得するための血圧取得部を含む処理部と、を備える。

【0013】

処理部は、さらに、測定部からの出力に基づき血圧測定に関連した情報を取得するための関連情報取得部と、関連情報取得部により取得された情報を用いて、測定部位よりも末梢側部位のうっ血の度合いを判定するためのうっ血度判定部と、判定されるうっ血度に基づき、血圧取得に用いる前パラメータの値を決定するためのパラメータ決定部と、を含む。

【発明の効果】

【0014】

本発明によれば、測定部位から末梢側部位におけるうっ血度を用いて血圧を取得することで、うっ血の影響が排除された血圧を測定できる。

【図面の簡単な説明】

【0015】

【図1】本発明の実施の形態に係る電子血圧計の外観斜視図である。

【図2】本発明の実施の形態に係る電子血圧計のハードウェア構成図である。

【図3】本発明の実施の形態に係る電子血圧計の機能構成図である。

【図4】本発明の実施の形態に係るメモリに格納された測定データを説明する図である。

【図5】本発明の実施の形態によるうっ血度と加圧時間の関係を示すグラフである。

【図6】本発明の実施の形態による加圧時間と、うっ血度とを格納したテーブルを示す図である。

【図7】本発明の実施の形態による圧脈波振幅値と、カフ圧との関係を示すグラフである。

【図8】本発明の実施の形態による処理フローチャートである。

【図9】本発明の他の実施の形態に係る電子血圧計のハードウェア構成図である。

【図10】本発明の他の実施の形態に係る電子血圧計の機能構成図である。

【図11】本発明の他の実施の形態に係るうっ血の有無による閾値の変更を説明するためのグラフである。

【図12】本発明の他の実施の形態に係るうっ血の有無による閾値の変更を説明するためのグラフである。

【図13】本発明の他の実施の形態による処理フローチャートである。

【図14】本発明の他の実施の形態による処理フローチャートである。

【発明を実施するための形態】

【0016】

以下、本発明の実施の形態について、図を参照して詳細に説明する。なお、以下に示す実施の形態においては同一または対応する部分に図中同一の符号を付し、その説明は繰返さない。

【0017】

本実施の形態に係る電子血圧計は、上述した“うっ血”の程度である“うっ血度”に基づき、収縮期血圧および拡張期血圧の血圧算出に用いるためのパラメータの値を決定する。ここでは、うっ血により末梢側部位に溜まる血液量が多い場合をうっ血度が高いと称し、少ない場合を低いと称する。

【0018】

（外観および構成）
本発明の実施の形態では、血圧測定装置の１例である電子血圧計１を説明する。

【0019】

図１は、本発明の実施の形態に係る電子血圧計１の外観斜視図である。図１を参照して、電子血圧計１は、本体部１０と、被測定者の測定部位、たとえば上腕に手動で巻付けるためのカフ２０と、本体部１０とカフ２０とを接続するためのエアチューブ３１とを備える。

【0020】

本体部１０は、机などの台と接する設置面と、設置面と所定の角度をなす表面１０Ａと、設置面に対して垂直な面である２つの側面１０Ｂおよび図示のない背面とを有している。本体部１０の左側面１０Ｂには、上述のエアチューブ３１が接続される。

【0021】

本体部１０の表面１０Ａには、測定結果などを表示するための表示部４０と、ユーザ（代表的には被測定者）が指示を入力するために操作される操作部４１とが配置される。表示部４０は、たとえば液晶等のディスプレイにより構成される。操作部４１は、たとえば、電源のＯＮ／ＯＦＦを切替えるための操作を受付ける電源スイッチ４１Ａ、測定開始および停止の指示入力の操作を受付ける測定スイッチ４１Ｂおよび停止スイッチ４１Ｃ、メモリスイッチ４１Ｄ、および電子血圧計１のユーザ（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を含む。メモリスイッチ４１Ｄは、過去の測定結果をメモリから読出し読出した測定結果の表示を指示するために操作される。

【0022】

カフ２０は、略長方形の形状を有した帯状の袋であり、袋内に空気袋２１が内蔵される（後述の図２参照）。カフ２０は、その長手方向に延びる辺を測定部位の周囲（腕周）に沿わせるようにして巻付けられる。

【0023】

図２は、本発明の実施の形態に係る電子血圧計１のハードウェア構成を表わすブロック図である。

【0024】

図２を参照して、空気袋２１は、エアチューブ３１を介してエア系３０に接続される。本体部１０は、上述の表示部４０および操作部４１に加え、エア系３０と、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）１００と、ＣＰＵ１００に所定の動作をさせるプログラムや各種データを記憶するためのメモリ部４２と、測定された血圧を記憶するための不揮発性メモリの一例であるフラッシュメモリ４３と、ＣＰＵ１００に電力を供給するための電源４４と、計時するためのタイマ４５と、着脱可能な記録媒体１３２からプログラムやデータの読出しおよび書込みをするためのインターフェイス部４６とを含む。

【0025】

本実施の形態では、電子血圧計１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。

【0026】

エア系３０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と、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と、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とを含む。

【0027】

本体部１０は、エア系３０に関連して、発振回路３３と、ポンプ駆動回路５３と、弁駆動回路５４とをさらに含む。

【0028】

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ＣＰＵ１００に出力する。ＣＰＵ１００は、発振回路３３から得られる信号を圧力に変換し圧力を検知する。ポンプ駆動回路５３は、ＣＰＵ１００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ＣＰＵ１００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。

【0029】

なお、カフ２０には空気袋２１が含まれることとしたが、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、たと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。

【0030】

（機能構成）
図３は、本発明の実施の形態に係る電子血圧計１の機能構成を示す機能ブロック図である。図３を参照して、ＣＰＵ１００は、発振回路３３からの出力信号を入力する脈波検出部１１８および圧力検出部１１２と、血圧推定部４０２を含む関連情報取得部１１３と、加圧目標値取得部１１４と、うっ血の程度を判定するうっ血度判定部１２３と、うっ血度に基づき血圧（収縮期血圧および拡張期血圧）を算出するためのパラメータの値を可変に決定するためのパラメータ決定部１２５と、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と、オシロメトリック法によるパラメータを用いた所定演算に従って血圧値を算出するための血圧算出部１１７と、フラッシュメモリ４３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と、表示部４０の表示を制御する表示制御部１２０と、過去の血圧測定時に判定されたうっ血度に基づくガイダンスを出力するための報知部１３０と、を備える。

【0031】

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、またカフ圧を減圧するための制御信号を出力する。本実施の形態では、カフ圧を一定速度で減圧する過程において、血圧算出部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脈波信号を検出する。圧力検出部１１２は、発振回路３３からの圧力信号を圧力値に変換し、出力する。

【0032】

加圧目標値取得部１１４は、血圧推定部４０２が推定した血圧を用いて血圧測定時の加圧目標値を取得する。

【0033】

ここでは、上述のタイマ４５と、カフ２０と、圧調整部と、圧力検出部１１２とを含んで測定部が構成される。圧調整部は、カフ圧を加圧または減圧することにより調整するための加圧制御部１１５および減圧制御部１１６を含む。

【0034】

血圧算出部１１７は、圧調整部によりカフ圧が調整される過程において圧力検出部１１２によって検出されるカフ圧に基づき、パラメータを用いて血圧値を算出する。より具体的には、圧力検出部１１２からの圧力値と、脈波検出部１１８から入力する脈波信号およびパラメータを用いて血圧（収縮期血圧および拡張期血圧）、ならびに脈拍数を算出する。脈拍数は、脈波信号を用いて公知の手順に従って算出されるので詳細説明は略す。

【0035】

関連情報取得部１１３は、測定部から出力される情報に基づき、血圧測定に関連した情報を取得する。うっ血度判定部１２３は、取得された関連情報を用いて、測定部位よりも末梢側部位のうっ血度を判定する。

【0036】

（測定データの格納例）
図４は、本発明の実施の形態に係るメモリに格納された測定データを説明する図である。血圧値を含む測定データは、フラッシュメモリ４３のテーブル４３１に格納されて、電子血圧計１の各部は、メモリ処理部１１９を介してテーブル４３１のデータをアクセス（読み書き）する。

【0037】

テーブル４３１には、血圧測定毎に、被測定者を識別するＩＤデータと、測定日時４２１、うっ血度４２２、推定収縮期血圧４２３、および血圧値・脈拍数４２７が対応付けて格納される。

【0038】

ＩＤデータは、使用者選択スイッチ４１Ｅの操作に従う識別子を指す。測定日時４２１は、血圧測定時に、より典型的には血圧測定終了時にタイマ４５から受理した計時データに基づく日時を指す。うっ血度４２２は、うっ血度判定部１２３が判定したうっ血度Ｃ（Ｃ１、Ｃ２など）を指す。推定収縮期血圧４２３は、血圧測定開始後の圧力信号に基づき、血圧推定部４０２により推定された収縮期血圧（推定収縮期血圧ＥＳＢＰ）を指す。血圧値・脈拍数４２７は、血圧測定時に血圧算出部１１７により取得された血圧（収縮期血圧ＳＢＰおよび拡張期血圧ＤＢＰ）値および脈拍数ＰＬＳを指す。

【0039】

ここでは、これらデータをテーブル形式で格納することにより各データを対応付けているが、フラッシュメモリ４３において対応付けが特定できれば、格納形式はテーブルに限定されない。

【0040】

（うっ血度の判定）
うっ血度は血圧測定に関連した情報を用いて算出（判定）される。本実施の形態では、うっ血度の算出に用いる血圧測定に関連した情報を異ならせることで、異なる種類のうっ血度を算出することができる。まず、血圧測定に関連した情報として加圧時間を用いたうっ血度の判定を説明する。

【0041】

＜加圧時間による判定＞
図５と図６を参照して、うっ血度の判定を説明する。図５には、本実施の形態によるうっ血度と加圧開始からの経過時間である加圧時間の関係がグラフで示される。グラフの縦軸はうっ血度を指し、横軸は加圧時間（単位：ｓｅｃ）を指し、グラフは、発明者の実験結果を指す。グラフによれば、一定速度で加圧した場合には加圧時間が長くなればなるほど、うっ血度は大きくなる。

【0042】

図５のグラフは次の式（１）に置き換えることができる。うっ血度判定部１２３は式（１）に従って、うっ血度Ｃを算出することで、うっ血度を判定する。

【0043】

Ｃ＝α×ｔ^２＋β×ｔ＋γ ・・・式（１）
式（１）では、各変数について、Ｃはうっ血度、ｔは加圧時間、α、βおよびγは予め実験により求められた定数を指す。

【0044】

図６には、図５のグラフで示す加圧時間と、うっ血度Ｃとを対応付けて格納したテーブル４４１が示される。テーブル４４１はフラッシュメモリ４３に予め格納される。うっ血度は、式（１）に代替してテーブル４４１を検索することにより判定するようにしてもよい。具体的には、うっ血度判定部１２３は、タイマ４５からの時間データが指す加圧時間に基づきテーブル４４１を検索することにより、当該加圧時間に対応したうっ血度Ｃを読出す。これにより、うっ血度を判定する。

【0045】

（血圧算出用パラメータ値の決定）
本実施の形態では、パラメータ決定部１２５は、オシロメトリック法によるパラメータ値を、うっ血度判定部１２３が判定したうっ血度を用いて決定する。

【0046】

まず、血圧算出部１１７のオシロメトリック法により血圧を決定する。この処理を、図７を参照して説明する。図７のグラフは、上述した特許文献１に開示されており、縦軸に減圧過程において脈波検出部１１８により検出された圧脈波振幅値（単位：ｍｍＨｇ）を、横軸に圧力検出部１１２により検出されるカフ圧（単位：ｍｍＨｇ）が取られる。

【0047】

カフ圧の変化に伴い検出される各圧脈波振幅の値を結んだものを包絡線と呼び、図７には、発明者の実験による実線と破線で示す２つの包絡線が示される。実線の包絡線は、末梢側部位にうっ血が生じていない状態を指し、破線の包絡線は、うっ血が生じている状態を指す。

【0048】

ここで、図７の実線の包絡線の場合には、パラメータ決定部１２５は、圧脈波振幅の最大振幅値Ampmaxに所定の比率を乗じ、且つ所定のオフセット値を加算し、この算出値をパラメータ値と決定する。収縮期血圧の算出用のパラメータTh_SBPおよび拡張期血圧の算出用のパラメータTh_DBPとは、それぞれ次の式（２）と式（３）に従って算出することができる。

【0049】

Th_SBP＝Ampmax×ａ_SBP＋ｂ_SBP・・・式（２）
Th_DBP＝Ampmax×ａ_DBP＋ｂ_DBP・・・式（３）
上述の変数については、ａ_SBPおよびａ_DBPは所定の比率、ｂ_SBPおよびｂ_DBPは所定のオフセットを指し、予め実験等などで決定される値である。

【0050】

血圧算出部１１７は、測定時に脈波検出部１１８から入力する圧脈波と圧力検出部１１２から入力するカフ圧を同期して入力し、それら入力のデータをタイマ４５の時間データに基づく時系列に従ってフラッシュメモリ４３に格納する。これにより、フラッシュメモリ４３に格納されたデータは、包絡線を指す。また、パラメータ決定部１２５からは、式（２）と式（３）で算出されたパラメータTh_SBPおよびTh_DBPの値を入力する。そして、血圧算出部１１７は、入力したパラメータ値と、フラッシュメモリ４３のデータに従う図７の実線の包絡線との交点に対応したカフ圧を抽出し、抽出したカフ圧のうち、高圧側を収縮期血圧（ＳＢＰ）および低圧側を拡張期血圧（ＤＢＰ）としてそれぞれ決定する。

【0051】

一方、末梢側部位にうっ血が発生する場合には、式（２）と式（３）で算出されたパラメータTh_SBPおよびTh_DBPの値を用いることはできない。つまり、脈波検出部１１８により検出される圧脈波振幅が小さくなり、その結果、血圧算出部１１７が取得する包絡線は、図７の破線で示すものとなる。

【0052】

ここで、破線の包絡線が、実線の包絡線の形状と同じで、且つ全体的に形状が小さくなるだけあるならば、上述のパラメータTh_SBPおよびTh_DBPの値をそのまま利用することができ、再度、パラメータ値を算出する必要はない。

【0053】

しかしながら、減圧過程で血圧を測定する方式を採用した場合には、カフ圧が低くなるほど測定血圧はうっ血の影響をうけることになる。つまり、収縮期血圧での圧脈波振幅と、拡張期血圧での圧脈波振幅を比較すると、拡張期血圧での圧脈波振幅の方がよりうっ血の影響を受け、圧脈波振幅がより小さくなる。したがって、実線の包絡線で算出したパラメータ値を、破線で示す包絡線にそのまま用いて算出される血圧には、うっ血による誤差が含まれることになる。そこで、誤差を排除して正確な血圧を算出するために、パラメータ決定部１２５は、パラメータTh_SBPおよびTh_DBPの値を、うっ血度を用いて算出する。例えば式（４）と式（５）を用いて、パラメータTh_SBPおよびTh_DBPを補正する。

【0054】

Th_SBP＝Ampmax×ａ_SBP×Ｃ_SBP＋ｂ_SBP・・・式（４）
Th_DBP＝Ampmax×ａ_DBP×Ｃ_DBP＋ｂ_DBP・・・式（５）
ここで、変数Ｃ_SBPおよびＣ_DBPの値は式（１）で算出されたうっ血度Ｃに基づき算出される値であって、予め実験等で決定される値である。

【0055】

また、上述の式（５）と式（４）では、式（２）と式（３）の変数ａ_SBPおよびａ_DBPをうっ血度で補正するとしているが、変数ｂ_SBPおよびｂ_DBPをうっ血度で補正するとしても良いし、両方を補正するとしてもよい。

【0056】

このようにして、うっ血が生じている場合（図７の破線の包絡線）であっても、うっ血による誤差を排除するためのパラメータTh_SBPおよびTh_DBPの値を決定することができるから、血圧算出部１１７は、決定したパラメータ値を用いることで、うっ血が生じていない場合（図７の実線の包絡線）と同様の収縮期血圧と拡張期血圧を決定することができる。

【0057】

（算出された血圧値の補正）
上述では、血圧算出用パラメータの値をうっ血度により補正したが、パラメータ値に代替して、血圧をうっ血度に基づき補正することで、うっ血度による誤差を排除した正確な血圧を決定するとしてもよい。

【0058】

まず、血圧算出部１１７は、脈波検出部１１８と圧力検出部１１２からの圧脈波振幅とカフ圧とを用いて図７の破線の包絡線のデータを取得すると想定する。収縮期血圧の算出用のパラメータTh_SBP´および拡張期血圧の算出用のパラメータTh_DBP´の値は、式（２）と式（３）の最大振幅値Ampmaxを、破線の包絡線の圧脈波振幅の最大振幅値Ampmax´に代替することで算出できる。

【0059】

パラメータ決定部１２５からのパラメータ値を用いることなく算出された収縮期血圧および拡張期血圧それぞれを、変数ＳＢＰ´およびＤＢＰ´で表すとすれば、正確な血圧は次式で算出できる。

【0060】

ＳＢＰ＝ＳＢＰ´＋OffsetＣ_SBP・・・式（６）
ＤＢＰ＝ＤＢＰ´＋OffsetＣ_DBP・・・式（７）
ここで、変数ＳＢＰ´およびＤＢＰ´は、うっ血度による補正がされる前の血圧（暫定血圧）、すなわちパラメータTh_SBP´とTh_DBP´の値と破線の包絡線の交点から算出された血圧値を指す。変数OffsetＣ_SBPおよびOffsetＣ_DBPは式（１）で算出されたうっ血度より算出される補正用の係数であり、予め実験等で決定される値を指す。

【0061】

このように、うっ血による誤差を含んだ暫定血圧を算出し、暫定血圧をうっ血度に基づいたパラメータ値で補正する場合であっても、誤差のない正確な血圧を算出することができる。

【0062】

上記では、算出されるべき血圧の種類（収縮期血圧または拡張期血圧）にかかわらず同じ種類のうっ血度を使用したが、算出されるべき血圧の種類毎に、当該血圧の算出に用いるうっ血度の種類を異ならせるとしてもよい。たとえば、収縮期血圧を算出する場合には、後述の収縮期血圧により算出されたうっ血度を使用し、拡張期血圧を算出する場合には、後述の脈圧により算出されたうっ血度を使用する、などである。

【0063】

（ガイダンス出力）
本実施の形態では、うっ血度に基づいたガイダンスを出力する。具体的には、報知部１３０は、テーブル４３１に格納されたうっ血度４２２に基づき、被測定者に対して血圧測定のためのガイダンスを出力する。

【0064】

血圧測定では、カフ２０を測定部位に巻付けることにより動脈の血液の流れが一時的に止まるまで加圧することから、血圧を連続して長時間測定することは、うっ血の原因となる。また、測定部位にカフ２０をきつめに巻くこともうっ血の原因となる。そこで、報知部１３０は、血圧測定開始時に、うっ血状態に陥らないためのガイダンスを出力する。

【0065】

まず、報知部１３０は、テーブル４３１の直近に格納された所定個数のうっ血度４２２の代表値（平均値または中央値など）を算出し、算出した代表値と所定値とを比較し、比較結果に基づき、代表値のうっ血度が高いか否かを判定する。

【0066】

報知部１３０は、うっ血度の代表値が高いと判定した場合であって、且つ測定間隔が短いと判定した場合には、表示部４０に“うっ血し易いようです。十分な間隔をあけて測定してください。”とメッセージを表示し、測定間隔をあけるように注意を喚起する。つまり、テーブル４３１の直近に格納されたうっ血度４２２に対応した測定日時４２１に基づき、測定間隔を算出する。算出した測定間隔と所定時間とを比較し、比較結果に基づき、測定間隔は所定時間よりも短いと判定した場合には、当該メッセージを出力する。

【0067】

なお、判定結果、代表値が高くない場合、または測定間隔が所定時間以上である場合には、報知部１３０による上記のメッセージ出力は省略される。

【0068】

（処理フローチャート）
次に、図８のフローチャートに従って、電子血圧計１のオシロメトリック法による測定動作を説明する。図８のフローチャートに従うプログラムは、予めメモリ部４２に格納される。ＣＰＵ１００は、メモリ部４２からプログラムの指令を読出し、その指令にしたがって各部の動作を制御することにより、測定動作が実現される。

【0069】

まず、ＣＰＵ１００は、被測定者による電源スイッチ４１Ａの操作を受付けると、電源４４を制御して各部に電力を供給する（ステップＳＴ（以下、単にＳＴという）３）。その後、ＣＰＵ１００は、初期化として処理用メモリ領域を初期化し、カフ２０内の空気を排気し、圧力センサ３２の０ｍｍＨｇ補正を行う（ＳＴ５）。被測定者は、予めカフ２０を測定部位に巻付けていると想定する。

【0070】

初期化後、報知部１３０は上述したガイダンスの手順に従った判定により、必要に応じて表示部４０にメッセージを表示する（ＳＴ６）。したがって、被測定者をメッセージのガイダンスに従うことで、測定を止めて、十分な時間が経過した後に測定を開始することができる。

【0071】

その後、ＣＰＵ１００は、測定開始を指示するために被測定者による測定スイッチ４１Ｂの操作を受付けると（ＳＴ７）、関連情報取得部１１３は、加圧時間を計測するためのタイマ変数ＴＰに、たとえば値“０”をセットすることにより初期化する（ＳＴ９）。タイマ変数ＴＰは、ＣＰＵ１００の内部メモリに格納される。初期化後、加圧が開始される。具体的には、圧調整部は、弁５２を閉鎖し、ポンプ５１を駆動することでカフ圧を一定速度で加圧する（ＳＴ１１）。

【0072】

関連情報取得部１１３は、加圧開始後の加圧過程では、タイマ４５からの時間データを用いてタイマ変数ＴＰの値を加算する動作を継続する（ＳＴ１３）。したがって、タイマ変数ＴＰの値は、加圧動作が継続している加圧時間を指すことになる。

【0073】

加圧制御部１１５および減圧制御部１１６は、圧力検出部１１２により検出されるカフ圧を入力し、入力するカフ圧と所定圧力（例えば、収縮期血圧＋３０ｍｍＨｇ）とを比較する。比較結果に基づき、カフ圧が所定圧力を指すと判定しない間は（ＳＴ１５でＮＯ）加圧動作は継続するが、指すと判定すると（ＳＴ１５でＹＥＳ）、減圧制御部１１６は、弁５２は閉鎖した状態のままポンプ５１を停止する（ＳＴ１７）。ポンプ５１が停止すると、関連情報取得部１１３はタイマ変数ＴＰの加算を停止する。うっ血度判定部１２３は、上述した手順に従って、タイマ変数ＴＰが指す加圧時間から末梢側部位のうっ血度を判定する（ＳＴ８）。

【0074】

次に、減圧制御部１１６は、ポンプ５１の停止状態のまま弁５２を徐々に開きカフ圧を減圧開始する（ＳＴ２１）。以降、減圧過程に移行する。

【0075】

減圧過程では、パラメータ決定部１２５は、上述した手順に従って、うっ血度に基づいたパラメータ値を決定する（ＳＴ２３）。なお、うっ血度に基づいたパラメータ値の決定のタイミングは、うっ血度が判定された後であればよく、減圧過程移行後に限定されるものではない。

【0076】

脈波検出部１１８は、カフ圧に重畳した動脈の容積変化に基づく圧脈波振幅を検出する。血圧算出部１１７は、圧脈波振幅とパラメータ決定部１２５が決定したパラメータ値とを用いて、オシロメトリック法に従って血圧を算出する（ＳＴ２５）。また、脈拍数も算出される。

【0077】

ＣＰＵ１００により、血圧算出部１１７により血圧として収縮期血圧および拡張期血圧の両方が算出されたか否かが判定される（ＳＴ２７）。算出されていないと判定されると（ＳＴ２７でＮＯ）、処理はＳＴ２１に移行し、減圧が継続するが、両方の血圧が算出完了したと判定されると（ＳＴ２７でＹＥＳ）、減圧制御部１１６は、弁５２を完全に開放し、カフ内の空気を急速排気する（ＳＴ２９）。また、算出された血圧は、表示制御部１２０により表示部４０に表示される（ＳＴ３１）。また、メモリ処理部１１９は、算出された血圧値・脈拍数４２７、タイマ４５の時間データに基づく測定日時４２１、うっ血度判定部１２３が判定したうっ血度４２２をテーブル４３１に対応付けて格納する（ＳＴ３３）。その後、ＣＰＵ１００は、電源４４をＯＦＦし測定処理は終了する。

【0078】

（うっ血度の他の判定方法）
本実施の形態によるうっ血度の判定方法は、上述した加圧時間によものに限定されず、以下のような他の方法を適用することもできる。

【0079】

＜最高加圧値による判定＞
ここでは、図６のＳＴ１５の所定圧の値を最高加圧値と称し、最高加圧値は、予めフラッシュメモリ４３に格納されていると想定する。うっ血度判定部１２３は、フラッシュメモリ４３から読出した最高加圧値を用いることで、上述した加圧時間と同様の手順でうっ血度を判定することができる。つまり、ポンプ５１による加圧速度は一定であるとすれば、上述の加圧時間は最高加圧値に代替することができるからである。

【0080】

発明者は、実験により、最高加圧値とうっ血度の関係を次の式（８）に表わし、式（８）に従って最高加圧値からうっ血度を算出することができるとの知見を得た。実験によれば、加圧時間と同様に、最高加圧値とうっ血度は、最高加圧値が高くなるほどうっ血度がは高くなるとの関係を有する。

【0081】

Ｃ＝δ×Ｐｃmax^２＋ε×Ｐｃmax＋φ・・・式（８）
式（８）の変数について、Ｃはうっ血度、Ｐｃｍａｘは最高加圧値、δ、ε、φは予め実験等により求められた定数である。

【0082】

なお、うっ血度判定部１２３は式（８）の代わりにテーブルを検索することでうっ血度を判定してもよい。つまり、実験により取得した最高加圧値と、対応するうっ血度とを予めテーブルに登録し、当該テーブルをフラッシュメモリ４３に格納しておく。うっ血度判定部１２３は当該テーブルを、最高加圧値に基づき検索して、対応するうっ血度を読出すことで、うっ血度を判定する。

【0083】

＜加圧速度による判定＞
うっ血度判定部１２３は加圧速度によってもうっ血度を判定することができる。つまり、最高加圧値に達するまでの加圧時間は加圧速度によって一義的に決定される。そのため、前述した加圧時間と最高加圧値とを加圧速度に置き換えても同様のことが言える。

【0084】

ここで、加圧速度ｖは、ポンプ５１に印加する駆動電圧値により決定される。うっ血度判定部１２３は、ポンプ５１の入力段に取付けられた電圧センサ（図示せず）が検出する駆動電圧値を入力し、入力した電圧値を所定換算式に従って加圧速度ｖに変換する。

【0085】

発明者は、実験により、加圧速度ｖとうっ血度の関係を次の式（９）に表わし、式（９）に従って加圧速度からうっ血度を算出することができるとの知見を得た。式（９）によれば、加圧速度が遅くなればなるほどうっ血度が高くなるとの関係が得られる。

【0086】

Ｃ＝η×ｖ^２＋τ×ｖ＋κ・・・式（９）
式（９）の変数について、Ｕはうっ血度、ｖは加圧速度、η、τ、κは予め実験等により求められた定数である。

【0087】

なお、うっ血度判定部１２３は式（９）の代わりにテーブルを検索することでうっ血度を取得してもよい。つまり、実験により取得した加圧速度と、対応するうっ血度とを予めテーブルに登録し、当該テーブルをフラッシュメモリ４３に格納しておく。そして、うっ血度判定部１２３は当該テーブルを、加圧速度ｖに基づき検索して、対応するうっ血度を読出すことで、うっ血度を判定する。

【0088】

＜カフサイズ・測定部位周囲長による判定＞
上述の加圧時間や加圧速度は、カフサイズ（カフ２０の空気容量の大きさ）、言い換えると測定部位の周囲長や、ポンプ５１の駆動電圧値によっても変化する。

【0089】

カフサイズは測定部位周囲長によりその適切なサイズが決められており、測定部位周囲長が大きくなればなるほどカフサイズを大きくする必要がある。例えば、ポンプ５１を一定電圧値で駆動した場合に、同じカフ圧に達するまでの所要時間はカフサイズが大きいほど長くなり、結果としてうっ血度は高くなる。

【0090】

そこで、本実施の形態では、ＣＰＵ１００は、被測定者が、予め操作部４１を操作して入力するカフサイズまたは測定部位周囲長を受付ける機能である情報受理部を有する。うっ血度判定部１２３は、情報受理部が受理したカフサイズまたは測定部位周囲長を用いてうっ血度を所定演算式から算出する。

【0091】

うっ血度判定部１２３は演算式に代替して、テーブルを検索してうっ血度を判定してもよい。つまり、実験により取得したカフサイズと、対応するうっ血度とを予めテーブルに登録し、当該テーブルをフラッシュメモリ４３に格納しておく。そして、うっ血度判定部１２３は、当該テーブルを、受理したカフサイズに基づき検索して、対応するうっ血度を読出すことで、うっ血度を判定する。同様に、測定部位周囲長についても、測定部位周囲長と、対応するうっ血度とを予め登録したテーブルをフラッシュメモリ４３に格納しておき、これを測定部位周囲長に基づき検索することで、対応するうっ血度を読出すようにしてもよい。

【0092】

なお、同じカフサイズまたは測定部位周囲長であっても、ポンプ５１の駆動電圧が低いと上記と同様のことが言える。そこで、ポンプ５１の駆動電圧によってうっ血度を算出してもよく、また、テーブルを用いて対応するうっ血度を読出すとしてもよい。

【0093】

＜収縮期血圧による判定＞
うっ血度判定部１２３は、被測定者の収縮期血圧からうっ血度を判定するとしてもよい。具体的には、前述の最高加圧値は、例えば収縮期血圧＋３０ｍｍＨｇといった所定圧である。そこで、前述の最高加圧値を収縮期血圧に置き換えて同様の手順でうっ血度を判定することができる。

【0094】

発明者は、実験により、収縮期血圧とうっ血度の関係を次の式（１０）に表わし、式（１０）に従って収縮期血圧からうっ血度を算出することができるとの知見を得た。実験によれば、最高加圧値と同様に、収縮期血圧が高くなるほどうっ血度が高くなる、との知見を得た。

【0095】

Ｃ＝μ×ＳＢＰ^２＋ν×ＳＢＰ＋ο・・・式（１０）
式（１０）の変数について、Ｕはうっ血度、ＳＢＰは収縮期血圧、μ、ν、οは予め実験等により求められた定数である。

【0096】

なお、うっ血度判定部１２３は式（１０）の代わりにテーブルを検索してうっ血度を取得してもよい。つまり、実験により取得した収縮期血圧値と、対応するうっ血度とを予めテーブルに登録し、当該テーブルをフラッシュメモリ４３に格納しておく。そして、当該テーブルを、うっ血度判定部１２３が最高加圧値に基づき検索して、対応するうっ血度を読出すことで、うっ血度を判定する。

【0097】

ここで、うっ血度判定に用いる収縮期血圧は、血圧推定部４０２が加圧過程で検出される圧脈波振幅を用いて推定した収縮期血圧（以下、推定収縮期血圧という）を用いてもよい。

【0098】

血圧推定部４０２は、脈波検出部１１８からの出力に基づき収縮期血圧を推定する。具体的には、脈波検出部１１８は、カフ圧に重畳した振動成分である脈波信号を抽出して出力する。脈波検出部１１８は、ハイパスフィルタ機能を有し、当該ハイパスフィスタ機能を用いてカフ圧から各脈波を抽出して出力する。

【0099】

血圧推定部４０２は、脈波検出部１１８から脈波信号を入力し、入力した脈波信号の各脈波について起点・終点を一拍毎に検出し、圧脈波振幅を算出する。そして、加圧過程で入力する脈波信号のうち、圧脈波振幅が最大振幅をもつ脈波を特定し、その振幅値を用いた所定演算式から収縮期血圧を算出する。これにより、推定収縮期血圧を取得する。したがって、血圧測定時には、加圧目標値取得部１１４は、加圧過程で血圧推定部４０２から推定収縮期血圧を入力し、（推定収縮期血圧＋３０ｍｍＨｇ）の演算に従って加圧目標である最高加圧値を算出し、算出した値を、ステップＳＴ１５の所定圧として調整部に与えるようにしてもよい。なお、推定収縮期血圧は、ステップＳＴ３３でテーブル４３１に、他の測定データを関連付けて格納される。

【0100】

また、うっ血度判定に用いる収縮期血圧は、減圧中に検出された圧脈波振幅より、うっ血の度合いによる補正前の血圧算出パラメータを使用して算出された暫定収縮期血圧であってもよい。

【0101】

また、収縮期血圧により補正するとしたが、脈圧（収縮期血圧と拡張期血圧の差分）により補正するとしてもよい。つまり、オシロメトリック法はカフ圧を変化させたときの圧脈波振幅の変化により血圧を算出するので、脈圧による補正は収縮期血圧の補正に有効であるとともに、特に拡張期血圧の補正にその効果がある。つまり、減圧時に血圧を算出する方式では、脈圧が大きい人、すなわち、収縮期血圧と拡張期血圧の差が大きい人では、減圧開始してから拡張期血圧が決定されるまでに比較的長い時間を要し、うっ血度が大きくなり、結果として拡張期血圧の誤差の増大につながるからである。

【0102】

脈圧での補正は式（１０）の収縮期血圧ＳＢＰの代わりに脈圧を使用すればよい。
また、血圧算出に用いるうっ血度は、上記の加圧時間、加圧速度、収縮期血圧などの少なくとも２つ以上の要素を用いて算出したうっ血度の代表値であってもよい。具体的には、加圧時間、加圧速度、収縮期血圧などの少なくとも２つ以上の要素それぞれを用いて算出したうっ血度の平均値を用いてもよい。

【0103】

（他の実施の形態）
本実施の形態の血圧取得部としては、上述したオシロメトリック法による第１血圧取得部の他に、次に説明するマイクロフォン法による第２血圧取得部がある。

【0104】

本実施の形態に係る第２血圧取得部を備える電子血圧計１Ａの外観は図１と同様である。図９には、他の実施の形態に係る電子血圧計１Ａのハードウェア構成が示される。図９を参照して、図２の電子血圧計１の構成と異なる点は、本体部１０に代替して本体部１０Ａ、およびカフ２０に代替してカフ２０Ａを備える点である。カフ２０Ａは、空気袋２１とコロトコフ音を集音することにより検出するための音検出部であるマイクロフォン２２を含む。本体部１０Ａは、本体部１０の構成に追加してＡ／Ｄ（Analog／Digital）変換回路４７を備え、そしてＣＰＵ１００に代替してＣＰＵ１００Ａを備える。電子血圧計１Ａの他の構成は図２に示すものと同様であるから、ここでは説明を略す。

【0105】

Ａ／Ｄ変換回路４７は、マイクロフォン２２からの出力電圧信号をデジタルデータに変換してＣＰＵ１００Ａに出力する。この出力電圧はコロトコフ音の音圧レベル（単位：ｄＢ）を指す。音圧が大きいほど大きな音として認識される。

【0106】

（機能構成）
図１０は、電子血圧計１Ａの機能構成を示す機能ブロック図である。図１０を参照して、ＣＰＵ１００Ａの図３の構成と異なる点を説明する。

【0107】

ＣＰＵ１００Ａは、パラメータ決定部１２５に代替して閾値決定部１２７を備え、血圧を取得する血圧取得部として血圧算出部１１７に代替して血圧決定部１２９を備える。図１０の他の構成は、図３に説明したものと同様であるから説明は略す。

【0108】

本実施の形態では、コロトコフ音の音圧に基づき、すなわちＡ／Ｄ変換回路４７の出力電圧に基づき血圧を決定するための基準電圧を指す閾値ＴＫを用いる。閾値ＴＫは、初期値として予めフラッシュメモリ４３の所定領域に格納される。

【0109】

つまり、前述したようにマイクロフォン法では、減圧過程においてコロトコフ音が出現したときに検出されるカフ圧を収縮期血圧、コロトコフ音が減弱または消滅したときに検出されるカフ圧を拡張期血圧として決定する。

【0110】

閾値ＴＫは、コロトコフ音の出現および減弱（消滅）を検出するために用いられるパラメータ値を指す。閾値ＴＫは、判定されるうっ血度に基づき、閾値決定部１２７によって決定される。したがって、閾値決定部１２７は、血圧決定部１２９が血圧決定に用いるパラメータ値を決定するためのパラメータ決定部に相当する。

【0111】

図１１と図１２は、本発明の他の実施の形態に係るうっ血の有無による閾値ＴＫの変更を説明するためのグラフであり、発明者の実験により取得されたものである。図１１と図１２を参照して、上段には、血圧測定時の圧調整部によるカフ圧の変化を示すグラフが模式的に示される。このグラフの横軸には経過時間（単位：ｓｅｃ）がとられ、縦軸にカフ圧（単位：ｍｍＨｇ）がとられる。また、下段には、上段のグラフに関連付けてコロトコフ音レベル（音圧レベル）の変化を示すグラフが模式的に示される。このグラフの縦軸には、上段グラフが指す血圧測定時の圧調整部によるカフ圧の変化に伴い検出されるコロトコフ音レベル（すなわち、Ａ／Ｄ変換回路４７の出力電圧値）がとられ、横軸には経過時間（単位：ｓｅｃ）がとられる。下段のグラフに関連して、閾値ＴＫが示される。

【0112】

血圧測定時には、血圧決定部１２９は減圧を開始してから減圧終了するまで（または、血圧決定完了と判定されるまで）Ａ／Ｄ変換回路４７の出力電圧を入力し、入力した電圧値と所定の閾値ＴＫとを比較し、比較結果に基づき（電圧値＞閾値ＴＫ）の条件が成立するか否かを判定する。減圧開始後において最初に当該条件の成立を判定したときに圧力検出部１１２が検出するカフ圧を収縮期血圧ＳＢＰと決定し、その後に当該条件が不成立と判定したときの直前において圧力検出部１１２が検出したカフ圧を拡張期血圧ＤＢＰと決定する。

【0113】

ここでは、血圧決定部１２９は、圧力検出部１１２からのカフ圧とＡ／Ｄ変換回路４７からの出力電圧とを同期して入力する。入力する毎に、入力したカフ圧のデータと出力電圧のデータとを関連付けてメモリ処理部１１９を介してフラッシュメモリ４３に格納する。したがって、血圧決定部１２９は、上記の条件が成立または不成立と判定したときの出力電圧に基づきフラッシュメモリ４３を検索することで、関連付けされたカフ圧を、すなわち収縮期血圧ＳＢＰと拡張期血圧ＤＢＰとして読出すことができる。

【0114】

図１１と図１２は、同一被測定者について、うっ血が生じていない場合とうっ血が生じている場合のグラフを指す。閾値ＴＫを用いて血圧を決定する場合に、図１１のうっ血が生じていないケースでの決定血圧（収縮期血圧ＳＢＰと拡張期血圧ＤＢＰ）と、図１２のうっ血が生じているケースでの決定血圧（収縮期血圧ＳＢＰＰと拡張期血圧ＤＢＰＰ）とは一致しない。つまり、うっ血により血流量が減少しコロトコフ音が小さくなることに起因して、うっ血が生じている場合に、うっ血が生じていないケースと同じ閾値ＴＫを用いると、決定血圧は誤差ΔＳＰおよびΔＤＰを含むことになる（図１２参照）。誤差を補正するには、図１２の２点鎖線で示す閾値ＴＫを、破線の閾値ＴＫに変更する必要がある（図１２参照）。

【0115】

発明者は、うっ血度に依存せずに正確に血圧を決定するために、実験によって、うっ血度毎に閾値ＴＫを決定した。フラッシュメモリ４３には、複数種類のうっ血度と、各うっ血度に対応して閾値ＴＫが登録されたテーブル４３２が予め格納される。したがって、閾値決定部１２７は、うっ血度判定部１２３により判定されたうっ血度に基づき、メモリ処理部１１９を介してテーブル４３２を検索することにより、対応する閾値ＴＫを読出し、血圧決定部１２９に出力する。これにより、血圧決定部１２９は、うっ血度によらず正確に血圧測定するための閾値ＴＫを取得することができる。

【0116】

（処理フローチャート）
図１３と図１４のフローチャートに従って、マイクロフォン法による測定動作を説明する。これらフローチャートに従うプログラムは、予めメモリ部４２に格納される。ＣＰＵ１００Ａは、メモリ部４２からプログラムの指令を読出し、その指令に従って各部の動作を制御することにより、測定動作が実現される。

【0117】

図１３のフローチャートでは、ステップＳＴ３〜ＳＴ１９では、図８のステップＳＴ３〜ＳＴ１９と同じ処理が実行される。これにより、うっ血度判定部１２３によりうっ血度が判定される。

【0118】

続いて、閾値決定部１２７は、うっ血度判定部１２３から判定されたうっ血度を入力し、入力したうっ血度に基づきテーブル４３２を検索する、検索により、うっ血度に対応した閾値ＴＫを決定する（ＳＴ２０）。

【0119】

図１４を参照して、減圧制御部１１６は、ポンプ５１の停止状態のまま弁５２を徐々に開きカフ圧を減圧開始する（ＳＴ２１）。以降、減圧過程に移行する。

【0120】

減圧過程では、血圧決定部１２９は、決定した閾値ＴＫとＡ／Ｄ変換回路４７から逐次入力する電圧値とを比較し、比較結果に基づき（電圧値≧閾値ＴＫ）の条件が成立するか否かを判定する（ＳＴ２５ａ）。判定結果に基づき、減圧開始後において最初に当該条件の成立を判定したときに（ＳＴ２５ｂでＹＥＳ）、圧力検出部１１２が検出するカフ圧を収縮期血圧ＳＢＰと決定し（ＳＴ２５ｃ）、その後に当該条件が不成立と初めて判定したとき（ＳＴ２５ｄでＹＥＳ）の直前において圧力検出部１１２が検出したカフ圧を拡張期血圧ＤＢＰと決定する（ＳＴ２５ｅ）。血圧を決定しない間は（ＳＴ２５ｂでＮＯ、ＳＴ２５ｄでＮＯ）、ステップＳＴ２７の処理に移行する。

【0121】

ＣＰＵ１００Ａにより、収縮期血圧ＳＢＰおよび拡張期血圧ＤＢＰの両方が決定されたか否かが判定される（ＳＴ２７）。決定されていないと判定されると（ＳＴ２７でＮＯ）、処理はステップＳＴ２１に移行し、減圧が継続するが、両方の血圧が決定したと判定されると（ＳＴ２７でＹＥＳ）、カフ内の空気を急速排気し（ＳＴ２９）、決定された血圧値の表示する（ＳＴ３１）。また、メモリ処理部１１９は、決定された血圧値・脈拍数４２７、測定日時４２１、うっ血度４２２などを対応付けてテーブル４３１に格納する（ＳＴ３３）。その後、ＣＰＵ１００Ａは、電源４４をＯＦＦし測定処理は終了する。

【0122】

上述したオシロメトリック法およびマイクロンフォン法では、カフ圧の減圧過程で血圧を算出する減圧血圧測定法を説明したが、カフ圧の加圧過程に検出される圧脈波振幅またはコロトコフ音により血圧を算出する加圧血圧測定法においても同様の手順を適用することができる。本実施の形態では、加圧血圧測定法では加圧速度を、脈拍数が少ない人でも血圧算出に十分な圧脈波振幅情報・コロトコフ音を得ることができるように十分に遅い速度（例えば５．５ｍｍＨｇ/ｓｅｃ）に設定するが、収縮期血圧が高い被測定者、またはカフ２０が巻付けられる測定部位の周囲長が長い被測定者の場合には、収縮期血圧が低い人、または測定部位周囲長が短い人に較べてうっ血度は大きくなる。

【0123】

これに対処可能なように、各実施の形態では、うっ血度を判定し、うっ血度に基づき決定したパラメータ値を用いて血圧を算出するから、またはうっ血度に基づき決定した閾値ＴＫを用いて血圧を決定するから、いずれの測定法であっても、うっ血の有無またはうっ血度の高低にかかわらず正確に血圧を測定できる。

【0124】

（実施の形態の効果）
上述の実施の形態によるオシロメトリック法またはマイクロフォン法の血圧測定により奏される効果を従来の測定方法と比較して説明する。

【0125】

従来の血圧測定では、カフ圧を所定の圧力（例えば収縮期血圧＋３０ｍｍＨｇ程度）まで加圧する必要があるため、一定速度で加圧した場合には血圧の高い人では加圧に時間がかかり、血圧の低い人よりうっ血が発生しやすい傾向にあったので、うっ血による測定誤差があった。これに対して、本実施の形態では、うっ血度を判定して血圧測定するので、うっ血による誤差を排除した血圧測定が可能になる。

【0126】

また、加圧速度はカフ２０の空気容量、すなわち、測定部位の周囲長にも影響を受ける。測定部位下の動脈にカフ圧を減衰なく伝達するには、カフ２０の幅が測定部位周囲長の２／３以上必要であることが判明している。そのため、測定部位周囲長が大きい人ほどカフ２０の幅、すなわち、カフ圧を上昇させるのに必要な空気量が増加し、結果として、加圧速度が遅くなりうっ血が発生しやすい傾向にあった。これに対処するために、従来は、測定部位周囲長が大きいほど、カフ圧の加圧に使用されるポンプの駆動電圧を高く設定していた。しかしながら、家庭向けの電子血圧計では本体の大きさの制限により搭載するポンプの大きさも制限され、その加圧能力に限界があることや、駆動電源として一般的に電池が使用されておりポンプの駆動電圧も制限があることから、十分な対策となっていなかった。これに対して、本実施の形態では、うっ血度を判定して血圧測定するので、ポンプの改良なく、また過度の電力消費もなく、うっ血による誤差を排除した血圧測定が可能になる。

【0127】

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特許請求の範囲によって示され、特許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。

【符号の説明】

【0128】

１，１Ａ 電子血圧計、１０，１０Ａ 本体部、２０，２０Ａ カフ、２１ 空気袋、２２ マイクロフォン、１１２ 圧力検出部、１１３ 関連情報取得部、１１４ 加圧目標値取得部、１１６ 減圧制御部、１１７ 血圧算出部、１１８ 脈波検出部、１１９ メモリ処理部、１２０ 表示制御部、１２３ うっ血度判定部、１２５ パラメータ決定部、１２７ 閾値決定部、１２９ 血圧決定部、１３０ 報知部、１３２ 記録媒体、４０２ 血圧推定部、ＴＫ 閾値、ＴＰ タイマ変数。

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】

【図14】