特許 6241304 電子血圧計、および、接続カフ種判定方法

(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】6241304

(24)【登録日】2017年11月17日

(45)【発行日】2017年12月6日

(54)【発明の名称】電子血圧計、および、接続カフ種判定方法

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/022 20060101AFI20171127BHJP

【ＦＩ】

   A61B5/02 630K

   A61B5/02 630J

【請求項の数】6

【全頁数】19

(21)【出願番号】特願2014-21258(P2014-21258)

(22)【出願日】2014年2月6日

(65)【公開番号】特開2015-146894(P2015-146894A)

(43)【公開日】2015年8月20日

【審査請求日】2017年1月11日

(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】100101454

【弁理士】

【氏名又は名称】山田 卓二

(74)【代理人】

【識別番号】100081422

【弁理士】

【氏名又は名称】田中 光雄

(74)【代理人】

【識別番号】100111039

【弁理士】

【氏名又は名称】前堀 義之

(74)【代理人】

【識別番号】100122286

【弁理士】

【氏名又は名称】仲倉 幸典

(72)【発明者】

【氏名】芦田 為夫

【審査官】 九鬼 一慶

(56)【参考文献】

【文献】 特開昭６３−２８３６２５（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００５−３７７（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開平６−１２５８８０（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２０１２−２０５７１９（ＪＰ，Ａ）

【文献】 国際公開第２０１０／０７３６８９（ＷＯ，Ａ１）

(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】

被測定部位を圧迫するカフと、前記カフの圧力を測定し該測定結果に基づいて被測定部位の血圧を算出する本体と、を有する電子血圧計であって、
前記カフは、
流体袋と、
前記流体袋に連通するチューブと、
前記チューブの先端に取り付けられ、前記流体袋に流体を供給するために前記本体に挿入されるべき略円筒状のプラグと、
を備え、
前記プラグの周壁に貫通孔が設けられ、
前記プラグの前記貫通孔よりも先端側の部分の内径は、前記カフの種類に応じて当該プラグの先端側の部分以外の部分の内径以下で可変して設定されており、
前記本体は、
そのハウジング内のポンプと配管を介して連通するプラグ受け部と、
前記配管内の圧力を検出する第１の圧力センサと、
前記プラグ受け部に挿入された前記プラグの前記貫通孔を通して前記プラグの内圧を検出する第２の圧力センサと、
前記第１の圧力センサと前記第２の圧力センサが検出する圧力の差に基づいて前記本体に接続された前記カフの種類を判定するカフ種判定部と、を備えたことを特徴とする電子血圧計。

【請求項2】

請求項１に記載の電子血圧計であって、
さらに、前記プラグの外周面のうち前記貫通孔よりも先端側の部分と前記プラグ受け部の内周面との間隙を気密に封鎖するシール部材を有する、
ことを特徴とする電子血圧計。

【請求項3】

請求項１または２に記載の電子血圧計であって、
前記プラグの前記貫通孔よりも先端側の部分前記内径は、前記カフが内包する前記流体袋の容量に応じて可変的に設定されている、
ことを特徴とする電子血圧計。

【請求項4】

請求項１から３のいずれか１つに記載の電子血圧計であって、
前記カフ種判定部は、前記ポンプが前記カフに対する加圧を開始することにより生じた前記圧力の差の経時的変化がプラトー状態を示しているときに検出された前記圧力の差に基づいて前記カフの種類を判定する、
ことを特徴とする電子血圧計。

【請求項5】

請求項１から４のいずれか１つに記載の電子血圧計であって、
前記カフ種判定部は、前記第１の圧力センサと前記第２の圧力センサが検出した圧力の差と、予め定められた閾値とを比較することにより前記判定を行う、
ことを特徴とする電子血圧計。

【請求項6】

請求項１に記載の電子血圧計において前記本体と接続されているカフの種類を判定するカフ種判定方法であって、
前記ポンプを駆動して前記カフに対する加圧を開始するステップと、
加圧中に、前記第１の圧力センサにより前記配管内の圧力を検出するとともに前記第２の圧力センサにより前記プラグの内圧を検出するステップと、
前記検出するステップにおいて前記第１の圧力センサと前記第２の圧力センサが検出した圧力の差に基づいて、前記カフ種判定部が前記接続されたカフの種類を判定するステップと、
を有するカフ種判定方法。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

この発明は電子血圧計に関し、より詳しくは、本体に接続されているカフの種類を判定することができる電子血圧計に関する。

【0002】

また、この発明は上記電子血圧計において本体に接続されているカフの種類を判定するためのカフ種判定方法に関する。

【背景技術】

【0003】

従来、この種の血圧測定装置としては、例えば特許文献１（特表２００８−５４６４７８号公報）に示すように、カフと本体とを接続するルーメン（導管）が、本体に設けられた２つのポートに接続される構成を有する装置がある（特許文献１の図２、図３参照。）。同装置では、カフを膨張させる期間の初期に当該２つのポート各近傍における圧力に有意な差があるか否かを判定することにより、接続されているカフが二層ルーメンカフか一層ルーメンカフかを判断する。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0004】

【特許文献1】特表２００８−５４６４７８号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0005】

しかしながら、上記装置ではカフが二層ルーメンカフであるか一層ルーメンカフであるかに関わらず、ルーメン（カフに付随する給排気用の導管）を、本体の２つのポートと接続する必要がある。そのため、実際に装置を使用する現場においては、本体とルーメンとを接続する作業が煩雑にならざるを得ないという問題があった。また、上記装置において検出される２つのポート各近傍の圧力の差は、主として、ポンプにより一方のポートからルーメンへ送り出された被圧流体がルーメン中で受ける抵抗に起因して生じている。そのため、抵抗の大きさは、一方のポートと他方のポートとを結ぶルーメンの長さの他に、圧力測定時のルーメンの形状等によって変化する。例えば、ルーメンが極端にねじれたり折れ曲がったりしていると装置が誤判断を下す可能性がある。

【0006】

そこで、この発明の課題は、簡素な構成を有し、接続されたカフの種類を精確に判定することができる電子血圧計を提供することにある。

【0007】

また、この発明の課題は、上記電子血圧計において本体に接続されたカフの種類を自動的に判定するカフ種判定方法を提供することにある。

【課題を解決するための手段】

【0008】

上記課題を解決するため、この発明の一実施形態による電子血圧計は、
被測定部位を圧迫するカフと、カフの圧力を測定し該測定結果に基づいて被測定部位の血圧を算出する本体と、を有する電子血圧計であって、
カフは、
流体袋と、
流体袋に連通するチューブと、
チューブの先端に取り付けられ、流体袋に流体を供給するために本体に挿入されるべき略円筒状のプラグと、
を備え、
プラグの周壁に貫通孔が設けられ、
プラグの貫通孔よりも先端側の部分の内径は、カフの種類に応じて当該プラグの先端側の部分以外の部分の内径以下で可変して設定されており、
本体は、
そのハウジング内のポンプと配管を介して連通するプラグ受け部と、
配管内の圧力を検出する第１の圧力センサと、
プラグ受け部に挿入されたプラグの貫通孔を通してプラグの内圧を検出する第２の圧力センサと、
第１の圧力センサと第２の圧力センサが検出する圧力の差に基づいて本体に接続されたカフの種類を判定するカフ種判定部と、を備えたことを特徴とする。

【0009】

この発明の一実施形態による電子血圧計では、カフは、略筒形状を有し周壁に貫通孔が設けられたプラグを介して本体に接続される。ここで、プラグの、カフが本体と接続されたときに貫通孔よりも先端側の部分の内径は、カフの種類に応じて当該プラグの先端側の部分以外の部分の内径以下で可変的に設定されている。他方、本体側に設けられたプラグ受け部（コネクタ）は、配管を介してポンプおよび第１の圧力センサと通じているとともに、プラグの周壁に設けられた貫通孔（検出孔）を介してプラグの内圧を検出するための第２の圧力センサと通じている。第１の圧力センサは配管内の圧力を検出し、第２の圧力センサはプラグの内圧を検出する。上述のようにプラグの貫通孔よりも先端側の部分の内径はカフの種類に応じて可変的に設定されているので配管内の圧力とプラグの内圧との差は、カフの種類に応じて変化する。これを用い、カフ種判別部は、２つのセンサが検出した圧力の差に基づいて本体に接続されたカフの種類を判定する。このようにして、この発明の一実施形態による電子血圧計では、簡単な構成で簡便にカフの種類を自動的に判定することができる。また、この方法で判定に用いる２つの圧力の差はカフの流体袋やカフに繋がるチューブ等の影響を受けにくいため、あらゆる使用条件下で常に精確なカフ種判定が可能である。なお、カフの種類には、カフに内包される流体袋の容量の違いや、流体袋を内包する帯状体のサイズの違い、等が含まれ、これに限定されない。

【0010】

一実施形態の電子血圧計は、さらに、プラグの外周面のうち前記貫通孔よりも先端側の部分とプラグ受け部の内周面との間隙を気密に封鎖するシール部材を有する、ことを特徴とする。

【0011】

この一実施形態の電子血圧計では、シール部材による密閉作用により、プラグ外周面とプラグ受け部内周面の間隙における圧力は、プラグの内圧と実質的に等しく保たれる。そのため、第２の圧力センサは、当該間隙の圧力を検出することでプラグの内圧を求めることが可能となり、プラグの内圧の検出が容易になる。

【0012】

一実施形態の電子血圧計は、プラグの貫通孔よりも先端側の部分の内径が、カフが内包する流体袋の容量に応じて可変的に設定されている、ことを特徴とする。

【0013】

この一実施形態の電子血圧計では、接続されたカフの流体袋の容量を判定することが可能となる。したがって、本実施形態では、判定結果に基づいて容量に適した加圧および／または減圧を行うことが可能となる。また、判定された容量の大小に基づいて血圧測定のアルゴリズムを最適化することが可能となる。例えば、カフの流体袋の容量が小さいと判定された場合には、接続されたカフは小児用カフであると判断し、血圧測定のアルゴリズムを小児用の血圧測定アルゴリズムに変更することにより、血圧測定のアルゴリズムを最適化することが可能となる。カフの流体袋の容量が大きいと判定された場合にも、同様にして、血圧測定のアルゴリズムを成人用の血圧測定アルゴリズムに変更することにより、血圧測定のアルゴリズムを最適化することが可能となる。

【0014】

一実施形態の電子血圧計では、カフ種判定部は、ポンプがカフに対する加圧を開始することにより生じた圧力の差の経時的変化がプラトー状態を示しているときに検出された圧力の差に基づいてカフの種類を判定する、ことを特徴とする。

【0015】

この一実施形態の電子血圧計では、ポンプによるカフ加圧時において配管内の圧力とプラグの内圧との差が顕著にそして安定的に現れるプラトー状態における圧力の差に基づいてカフの種類を判定するため、カフ種の判定を精確に行うことができる。

【0016】

一実施形態の電子血圧計は、カフ種判定部は、第１の圧力センサと第２の圧力センサが検出した圧力の差と、予め定められた閾値とを比較することにより判定を行う、ことを特徴とする。

【0017】

この一実施形態の電子血圧計では、上記した圧力差を閾値と比較し、両者の大小関係によりカフ種の判定を行う。したがって、該電子血圧計は、極めて簡単な演算で、接続されたカフの種類を判定することができる。

【0018】

この発明の別の一実施形態は、
上記一実施形態による電子血圧計において本体と接続されているカフの種類を判定するカフ種判定方法であって、
ポンプを駆動してカフに対する加圧を開始するステップと、
加圧中に、第１の圧力センサにより配管内の圧力を検出するとともに第２の圧力センサによりプラグの内圧を検出するステップと、
検出するステップにおいて第１の圧力センサと第２の圧力センサが検出した圧力の差に基づいて、カフ種判定部が接続されたカフの種類を判定するステップと、
を有することを特徴とするカフ種判定方法である。

【0019】

この発明の別の一実施形態によるカフ種判定方法では、ポンプがカフを加圧するときに、第１の圧力センサにより配管内の圧力（ポンプの吐出圧）を検出するとともに第２の圧力センサによりプラグの内圧を検出する。そして、カフ種判定部が、そのようにして得られた２つの圧力の差に基づいて、接続されたカフの種類を判定する。本方法は、簡潔な工程のみでカフ種を判定することができ、かつ、通常のカフ加圧過程内で実施可能である。そのため、本方法を採る電子血圧計は、ユーザに気づかれることなく迅速に、接続されたカフの種類を判定することができる。つまり、本方法によれば、自動カフ種判定処理そのものをユーザに対し透明化することができる。また、上述したように、本方法で判定に用いる２つの圧力の差はカフの流体袋やカフに繋がるチューブ等の影響を受けにくいため、あらゆる使用環境下で常に精確なカフ種判定が可能である。

【発明の効果】

【0020】

以上より明らかなように、この発明の一実施形態により、簡素な構成を有し、接続されたカフの種類を精確に判定することができる電子血圧計が提供される。

【0021】

また、この発明の別の一実施形態により、上記電子血圧計においてその本体に接続されたカフの種類を自動的に判定するカフ種判定方法が提供される。

【図面の簡単な説明】

【0022】

【図1】この発明の一実施形態の電子血圧計の構成の概略を示す図である。

【図2A】上記電子血圧計で使用される、Ｉ型接続プラグの構成の概略図である。

【図2B】上記電子血圧計で使用される、ＩＩ型接続プラグの構成の概略図である。

【図3】上記ＩＩ型接続プラグの具体的形状の一例が示された、電子血圧計本体接続部付近の拡大断面図である。

【図4A】所定条件下におけるカフ加圧最初期のポンプ吐出圧およびカフ圧（プラグ内圧）の測定結果のグラフである（Ｉ型接続プラグ使用時）。

【図4B】所定条件下におけるカフ加圧最初期のポンプ吐出圧およびカフ圧（プラグ内圧）の測定結果のグラフである（ＩＩ型接続プラグ使用時）。

【図5】図４Ａおよび図４Ｂに示された測定結果より算出した、Ｉ型接続プラグ使用時およびＩＩ型接続プラグ使用時のカフ加圧最初期の差圧を示すグラフである。

【図6】上記電子血圧計の概略的な動作フローを示す図である。

【図7】接続カフ種の判定および血圧値の算出のために、上記電子血圧計のＣＰＵ（Central Processing Unit；中央演算処理装置）によって構成される１組の要素を例示する図である。

【図8A】図７中の一部の要素によって血圧値を算出する際の処理の一例（成人血圧算出処理）を説明する図である。

【図8B】図７中の一部の要素によって血圧値を算出する際の処理の別例（小児血圧算出処理）を説明する図である。

【図9A】上記電子血圧計の第２の圧力センサを介して検出されたカフ圧信号を例示する図である。

【図9B】上記カフ圧信号からハイパスフィルタを通して取り出された信号（ＨＰＦ出力）を例示する図である。

【図10】図９Ｂの信号を減圧過程について拡大して、被測定部位の脈波を表す脈波信号として例示する図である。

【図11A】上記脈波信号が示す振幅の列について作成された包絡線と、該包絡線を用いて成人の収縮期血圧および拡張期血圧を算出する仕方を示す図である。

【図11B】上記脈波信号が示す振幅の列について作成された包絡線と、該包絡線を用いて小児の収縮期血圧および拡張期血圧を算出する仕方を示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0023】

以下、この発明の実施の形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。

【0024】

図１は、この発明の一実施形態の電子血圧計（全体を符号１で示す。）の構成の概略を示す概略図である。この血圧計１は、本体１０と、カフ２０とを有し、カフ２０は、被測定部位に装着されて該被測定部位を圧迫し、本体１０は、カフの圧力を測定し該測定結果に基づいて血圧を算出する。

【0025】

カフ２０は、流体袋２１を内包し、流体袋２１には、給排気用のチューブ２２が接続されている。チューブ２２の他端には、略筒形状のプラグ２３が接続されている。プラグ２３には、本体１０と接続されたときに本体側の先端部に位置する部分に給排気口２３ｂが設けられ、略筒形状の周壁には貫通孔（検出孔２３ｃ）が設けられている。カフ２０と本体１０は、プラグ２３が、本体１０に設けられているプラグ２３に対応したプラグ受け部（コネクタ３０）に挿入されることにより接続され、接続された状態では、プラグ２３およびコネクタ３０の両者の間を流体が流通可能な状態になる。カフ２０のプラグ２３と、本体１０のコネクタ３０とは、カフ−本体間の接続部４０を構成する。

【0026】

プラグ２３とコネクタ３０とで構成される接続部４０は、プラグ２３が備えるシール部材（Ｏ−リング２３ａ）と、コネクタ３０が備えるシール部材（Ｏ−リング３０ａ）と、によって、それぞれが、プラグ２３の外周面とコネクタ３０の内周面との間の間隙を気密に封鎖する。Ｏ−リング２３ａは、プラグ２３の検出孔２３ｃよりも先端側の部分に設けられ、コネクタ３０の内底部近傍の領域４１を気密に封鎖する。Ｏ−リング３０ａは、コネクタ３０の内周面のうち入り口側の部分（プラグ２３がコネクタ３０に挿入されたとき、検出孔２３ｃよりも入り口側になる部分）に設けられ、コネクタ３０の内周壁とプラグ２３の外周壁とで囲まれる領域４２を、領域４１および外部から気密に封鎖する。なお、コネクタ３０内底部近傍において領域４１を規定するＯ−リング２３ａは、コネクタ３０に設けられてもよい。また、外部と領域４２の境界を規定するＯ−リング３０ａは、プラグ２３に設けられてもよい。

【0027】

本体１０は、ハウジングに囲まれ、ハウジングの内部に、制御部としてのＣＰＵ（Central Processing Unit）１００、表示部６２、記憶部としてのメモリ６１、操作部６３、電源部７１、ポンプ５３、弁５４、ならびに、第１の圧力センサ５１および第２の圧力センサ５２を含む。また、本体１０は、第１の圧力センサ５１からの出力を周波数に変換する第１の発振回路５１０、第２の圧力センサ５２からの出力を周波数に変換する第２の発振回路５２０、ポンプ５３を駆動するポンプ駆動回路５３０、弁５４を駆動する弁駆動回路５４０を有する。上記ポンプ５３は、第１の配管３１、接続部４０の給排気孔２３ｂ、およびチューブ２２を介し、カフ２０の流体袋２１に空気を供給して流体袋２１内の圧力（カフ圧）を加圧する。弁５４は、チューブ２２、接続部４０の給排気孔２３ｂ、および第１の配管３１を介し、流体袋２１の空気を排出しまたは封入してカフ圧を制御するために開閉される。ポンプ駆動回路５３０は、ポンプ５３をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて駆動する。弁駆動回路５４０は、弁５４をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて開閉する。

【0028】

第１の圧力センサ（ポンプ吐出圧センサ）５１は、ポンプ５３および弁５４が接続された第１の配管３１に接続されており、第１の配管３１内の圧力を検出する。したがって、第１の圧力センサ５１は、接続部４０の領域４１の圧力を検出することができる。ポンプ５３が駆動するとき、第１の圧力センサ５１が検出する領域４１の圧力は、ポンプ５３の吐出圧と実質的に同一である。

【0029】

なお、第１の圧力センサ５１は、例えば、ピエゾ抵抗式圧力センサである。この例では、第１の発振回路５１０は、第１の圧力センサ５１からのピエゾ抵抗効果による電気抵抗の変化に基づく電気信号値に基づき発振して、第１の圧力センサ５１の電気信号値に応じた周波数を有する周波数信号をＣＰＵ１００に出力する。

【0030】

コネクタ３０には、第１の配管３１とは別の配管（第２の配管３２）が接続されており、第２の配管３２の一端は第２の圧力センサ（プラグ内圧（カフ圧）センサ）５２と接続され、他端は接続部４０のコネクタ３０を通してプラグ２３の周りの領域４２に通じている。したがって、第２の圧力センサ５２は、接続部４０の領域４２の圧力を検出することができる。領域４２は、検出孔２３ｃを介してプラグ２３の内部に通じているため、第２の圧力センサ５２が検出する領域４２の圧力は、プラグ２３の内圧と実質的に同一である。

【0031】

第２の圧力センサ５２もまた、例えば、ピエゾ抵抗式圧力センサである。この例では、第２の発振回路５２０は、第２の圧力センサ５２からのピエゾ抵抗効果による電気抵抗の変化に基づく電気信号値に基づき発振して、第２の圧力センサ５２の電気信号値に応じた周波数を有する周波数信号をＣＰＵ１００に出力する。

【0032】

上記表示部６２は、ディスプレイおよびインジケータ等といった表示器を含み、ＣＰＵ１００からの制御信号に従って所定の情報を表示する。

【0033】

上記操作部６３は、電源部７１をＯＮ（オン）またはＯＦＦ（オフ）するための指示の入力を受け付ける電源スイッチ６３Ａと、血圧の測定開始の指示を受け付けるための測定スイッチ６３Ｂと、測定停止の指示を受け付けるための停止スイッチ６３Ｃと、登録された複数のユーザの中から被験者となるユーザを選択するための使用者選択スイッチ６３Ｄとを有する。これらのスイッチ６３Ａ，６３Ｂ，６３Ｃ，６３Ｄは、ユーザによる指示に応じた操作信号をＣＰＵ１００に入力する。

【0034】

上記メモリ６１は、後述する接続カフ判定のためのプログラムのデータ、および、プラグ２３先端部（の給排気孔２３ｂ）の内径（すなわち後述する差圧）とカフの種類との対応関係のデータ、ならびに、血圧計１を制御するためのプログラムのデータ、および、血圧計１を制御するために用いられるデータを記憶する。また、上記メモリ６１は、血圧計１の各種機能を設定するための設定データ、血圧値の測定結果のデータ等も記憶する。また、メモリ６１は、プログラムが実行されるときのワークメモリなどとして用いられる。

【0035】

上記ＣＰＵ１００は、メモリ６１に記憶された血圧計１を制御するためのプログラムに従ってカフ圧制御部として働いて、操作部６３からの操作信号に応じて、ポンプ５３や弁５４を駆動する制御を行う。また、ＣＰＵ１００は、第１の圧力センサ５１からの信号に基づいて、血圧値を算出し、表示部６２およびメモリ６１を制御とするともに、メモリ６１に記憶された接続カフ判定のためのプログラムに従ってカフ種判定部として働いて、ポンプ５３や弁５４を駆動制御しつつ第１の圧力センサ５１や第２の圧力センサ５２を制御する。カフ種判定部として働くＣＰＵ１００は、第１の圧力センサ５１および第２の圧力センサ５２からの信号に基づいて、接続されているカフ２０の種類を判定する。

【0036】

なお、プラグ２３の先端部（の給排気孔２３ｂ）の内径は、カフの種類に応じて可変的に設定されており、より詳しくは、予め定められた、内径とカフの種類との対応関係に従ってカフの種類に応じて選択的に設定されている。カフの種類は、例えば、カフ２０が内包する流体袋２１の容量を規定するものでよい。その場合、メモリ６１は、プラグ２３先端部（の給排気孔２３ｂ）の内径（すなわち後述する差圧）とカフの種類との対応関係として、当該内径（後述する差圧）と流体袋２１の容量の対応関係のデータを記憶し、プラグ２３の先端部（の給排気孔２３ｂ）の内径は、流体袋２１の容量に応じて選択的に設定されている。したがってこの場合、カフ種判定の結果に基づいて、カフ種判定部は、接続されているカフ２０の流体袋２１の容量を判定することが可能となる。よって、電子血圧計１は、当該判定の結果に基づいて容量に適した加圧および／または減圧を行うことが可能となる。また、判定された容量の大小に基づいて血圧測定のアルゴリズムを最適化することが可能となる。例えば、接続されているカフ２０の流体袋２１の容量が小さい（容量は小児用カフのそれである）と判定された場合には、接続されたカフは小児用カフであると判断して血圧測定のアルゴリズムを小児用の血圧測定アルゴリズムに変更し、血圧測定のアルゴリズムを最適化することが可能となる。接続されているカフ２０の流体袋２１の容量が大きい（容量は一般成人用カフのそれである）と判定された場合にも、同様にして、血圧測定のアルゴリズムを成人用の血圧測定アルゴリズムに変更することにより、血圧測定のアルゴリズムを最適化することが可能となる。

【0037】

上記電源部７１は、ＣＰＵ１００、第１の圧力センサ５１、ポンプ５３、弁５４、表示部６２、メモリ６１、第１の発振回路５１０、ポンプ駆動回路５３０、および弁駆動回路５４０の各部に電力を供給する。

【0038】

次に、図２Ａ、図２Ｂ、図３を参照してプラグ２３の構成について説明する。プラグ２３は、カフの種類に応じて選択的に設定された内径を有する給排気孔２３ｂを備えている。

【0039】

図２Ａは、Ｉ型プラグ２３１の構成の概略を示す図である。Ｉ型プラグ２３１は、例えば、流体袋２１の容量が比較的大きい、一般成人用カフに用いられるプラグ２３である。Ｉ型プラグ２３１は、均一な内径で内部を貫通する流路２３１ｔを有し、流路２３１ｔの中央部から検出孔２３ｃへの分岐路が形成されている。Ｉ型プラグ２３１の給排気孔２３ｂ１の内径ｄ１２は、内径ｄ１１と同一である。内径ｄ１２は、例えば、２．０ミリメートルである。

【0040】

図２Ｂは、ＩＩ型プラグ２３２の構成の概略を示す図である。ＩＩ型プラグ２３２は、例えば、流体袋２１の容量が比較的小さい、小児用カフに用いられるプラグ２３である。ＩＩ型プラグ２３２でも、Ｉ型プラグ２３１同様の分岐路および検出孔２３ｃが形成されるが、ＩＩ型プラグ２３２においては、Ｉ型プラグ２３１が均一な内径で内部を貫通する流路２３１ｔを有するのに対し、不均一な内径で内部を貫通する流路２３２ｔが形成されている。ＩＩ型プラグ２３２のチューブ側内径ｄ２１は、Ｉ型プラグ２３１における内径ｄ１１と同一でよく、ＩＩ型プラグ２３２の流路２３２ｔの先端側は、所定の長さｄ２３に渡って内径ｄ２２に絞られている（ｄ１２＞ｄ２２）。内径ｄ２２は、例えば、０．８ミリメートルである。つまり、Ｉ型プラグ２３１とＩＩ型プラグ２３２とは、給排気孔２３ｂ１,２３ｂ２の内径ｄ１２,ｄ２２において異なる。

【0041】

図３は、ＩＩ型プラグ２３２の具体例を示す、接続部４０近傍拡大断面図である。上述のように、ＩＩ型プラグ２３２がコネクタ３０と接続されると、２つのシール部材２３ａおよび３０ａの作用により、領域４１および領域４２が気密に封鎖される（Ｉ型プラグ２３１も同様。）。領域４１は、第１の配管３１を介して第１の圧力センサ５１、ポンプ５３、および、弁５４と通じている。領域４２は、第２の配管３２を介して第２の圧力センサ５２と通じている。第２の配管３２は、検出孔２３ｃを介してＩＩ型プラグ２３２の内部と通じている。よって、第１の圧力センサ５１は、領域４１近傍の圧力を検出し、第２の圧力センサ５２は、領域４２近傍の圧力（すなわち、ＩＩ型プラグ２３２の内圧）を検出する。ＩＩ型プラグ２３２においては、内部流路の内径が均一でなく、給排気孔２３ｂの内径が他の部分よりも小さく形成されている。したがって、ポンプ５３が駆動され、流体（例えば、空気）が第１の配管３１からＩＩ型プラグ２３２に送り込まれるときには、給排気孔２３ｂにおいて圧力損失が生じ、プラグ内の内圧が領域４１の圧力よりも低下する。これに対し、Ｉ型プラグ２３１では、同様の圧力損失は生じない。（生じたとしても、少なくとも、ＩＩ型プラグ２３２におけるそれよりも極めて軽微である。）

【0042】

図４Ａ、図４Ｂ、図５を参照し、Ｉ型プラグ２３１、ＩＩ型プラグ２３２それぞれの、ポンプ５３駆動開始から約一秒間の期間における領域４１および領域４２の圧力（ポンプ吐出圧およびプラグ内圧）の時間変化の特徴について説明する。

【0043】

図４Ａは、そのチューブにＩ型プラグ２３１（給排気孔内径２．０ｍｍ）が接続されたモデルカフに対しポンプ５３が所定流量の流体（空気）の送り込みを開始して（ｔ＝０）から１秒間の期間におけるポンプ吐出圧ＰＰ１とプラグ内圧ＰＣ１の時間変化のプロットである。なお、モデルカフは、周長１７センチメートルの模擬腕に巻き付けられた状態であり、ｔ＝０においてカフ圧はゼロの状態にされている。使用したポンプ５３の仕様は、シリンダー数３気筒、定格電圧ＤＣ６Ｖ、無負荷流量１．６Ｌ／ｍｉｎ、無負荷電流１７０ｍＡ、最大電流２５０ｍＡ、最高圧力８０ｋＰａである。

【0044】

図４Ａより明らかなように、ポンプ５３がその駆動を開始してから一秒間の期間にわたり、ポンプ吐出圧ＰＰ１と、カフ圧ＰＣ１は、両者が実質的に等しい状態を保って推移する。つまり、Ｉ型プラグ２３１の場合、領域４１の圧力と領域４２の圧力は、ポンプ駆動時において差が見られないことがわかる。

【0045】

図４Ｂは、図４Ａの測定に用いたモデルカフにＩＩ型プラグ２３２（給排気孔内径０．８ｍｍ）を接続して、図４Ａと同一の条件で測定された、ポンプ吐出圧ＰＰ２とプラグ内圧ＰＣ２の時間変化のプロットである。

【0046】

図４Ａとは対照的に、図４Ｂにおいては、ポンプ５３がその駆動を開始してから約一秒間（図では０．８秒間）の期間にわたり、ポンプ吐出圧ＰＰ２と、カフ圧ＰＣ２は、相関しつつ、互いに異なる圧力を示すことがわかる。特に、ポンプ駆動開始時から約０．３秒後までは両者の差は拡大し、その後は、ほぼ一定の差で共に増加する。つまり、ＩＩ型プラグ２３２の場合、ポンプ駆動時に領域４１の圧力と領域４２の圧力に差が生じることがわかる。

【0047】

図５は、図４Ａおよび図４Ｂに示したポンプ吐出圧ＰＰ１，ＰＰ２とカフ圧ＰＣ１，ＰＣ２の差圧（ＰＤ１（＝ＰＰ１−ＰＣ１），ＰＤ２（＝ＰＰ２−ＰＣ２））のプロットである。

【0048】

図５に顕著に示されるとおり、Ｉ型プラグ２３１を通じてモデルカフに空気を送り込んだ場合には、その開始時において、差圧ＰＤ１は実質的にゼロの状態で推移し、これに対し、ＩＩ型プラグ２３２を通じてモデルカフに空気を送り込んだ場合には、その開始時から差圧が立ち上がり、開始後０．２〜０．３秒で差圧の拡大は緩やかになり、開始後約０．３秒以降、差圧は、ノンゼロの値（約８ｍｍＨｇ）で安定的に推移する状態（プラトー状態）を示すようになる。プラトー状態（ｔ＝約０．３〜）において、差圧ＰＤ１と差圧ＰＤ２には、約８ｍｍＨｇの差（ＰＤ１＝約０．０ｍｍＨｇ、ＰＤ２＝約８．０ｍｍＨｇ）が生じている。

【0049】

そこで、カフ種判定部として働くＣＰＵ１００は、上記の差圧がプラトー状態にあると思われるタイミングで当該差圧を求め、求めた差圧を所定の閾値と比較し、差圧と閾値の大小関係より、接続部４０に接続されたプラグ２３がＩ型であるか、ＩＩ型であるかを判断し、記憶している予め定められた給排気孔２３ｂの内径とカフの種類の対応関係を参照して接続されているカフの種類を判定する。上記所定の閾値は、例えば、図５の場合、プラトー状態における差圧ＰＤ１と差圧ＰＤ２の中間の値、Ｔｈ＝４．０ｍｍＨｇとすればよい。

【0050】

なお、プラグ２３の例として、２種類のプラグを例示したが、プラグの種類は、２に限定されない。３種以上のプラグを使用することも可能である。その場合、カフ種判定部は、予め測定により求められた３種類以上の給排気孔内径それぞれについて上記プラトー状態における差圧のデータを記憶しておけばよい。あるいは、カフ種判定部は、予め測定により求められた上記の閾値を複数記憶しておけばよい。また、言うまでも無く、上記の差圧の値や、上記のプラトー状態が出現する時間帯等は、プラグ２３の先端部の給排気孔２３ｂの内径や、ポンプ５３の能力、および、運転条件等により変化する。したがって、上記した値は一例に過ぎず、これに限定されない。

【0051】

カフ種判定部による接続されたカフの種類の判定は、血圧測定開始直後のカフ加圧過程の初期に行うことが可能であるが、カフ種判定の実施タイミングはこれに限定されない。本体１０の電源が投入されたときにカフ種判定を実施してもよい。あるいは、カフ２０が本体１０に接続されたことを検知可能な手段を設け、カフ２０が接続された時点でカフ種判定を実施してもよい。またあるいは、定期的に実施してもよい。

【0052】

上記した例では、流体袋２１の容量に違いがある複数種類のカフから１つのカフ種を特定、つまり流体袋２１の容量を特定する例が示された。この場合には、判定の結果を用いて、加圧過程でカフ２０に送り込む空気の単位時間あたりの量を決定したり、減圧過程でカフ２０から排出させる空気の単位時間あたりの量を決定したり、血圧測定処理を加圧過程で行うか、減圧過程で行うか、あるいは、両過程で行うか、を決定したり、血圧測定アルゴリズムを最適化したりすることができる。ただし、複数種類のカフは、互いに流体袋２１の容量が相違しなくともよい。例えば、カフの幅や、長さ（周長）に相違があってもよい。

【0053】

以下、図６乃至図１１Ｂを参照し、血圧測定開始直後のカフ加圧過程の初期においてカフ種判定部による接続カフ種の判定を行ってその結果を用いて血圧測定を行うときの電子血圧計１の動作例を示す。図６は、電子血圧計１の動作フローである。図７は、カフ種判定および血圧値測定のために、電子血圧計１のＣＰＵ１００が実行するソフトウェアによって構成される要素を例示している。この例では、カフ種を判定するための要素は、判定タイミング検出部１０１、プラグ内圧取得部１０３、ポンプ吐出圧取得部１０２、差圧算出部１０４、および、カフ種判定部１０５を含んでいる。脈波を測定して血圧値を算出するための要素は、脈波振幅列取得部１１１、包絡線作成部１１２、閾値レベル設定部１１３、収縮期血圧算出部１１４、および、拡張期血圧算出部１１５を含んでいる。図８Ａおよび図８Ｂは、それぞれ、通常の血圧測定アルゴリズム（一般成人用血圧測定アルゴリズム）または小児用血圧測定アルゴリズムによって血圧値を算出する際の処理の流れを示している。図９Ａは、カフ圧信号Ｐｃｆの例を示し、図９Ｂは、カフ圧信号Ｐｃｆからハイパスフィルタ（ＨＰＦ）により取り出された変動成分（脈波成分）の出力例ＡＬである。図１０は、出力例ＡＬから生成された脈波信号ＳＭの例を示し、図１１Ａおよび図１１Ｂは、共に、脈波信号ＳＭから生成された包絡線ＥＶを示す。

【0054】

なお、以下の例では、２種類のカフが存在することが想定されており、１つは、Ｉ型プラグ２３１が接続された一般成人用カフであり、もう１つは、ＩＩ型プラグ２３２が接続された小児用カフである。一般成人用カフがＩ型プラグ２３１を備えることと、小児用カフがＩＩ型プラグ２３２を備えることは、予め、データとしてメモリ６１等に保持されているものとする。

【0055】

一般的なオシロメトリック法に従って血圧を測定する場合、概ね、次のような動作が行なわれる。すなわち、被験者の被測定部位（腕など）に予めカフを巻き付けておき、測定時には、ポンプ・弁を制御して、カフ圧を最高血圧より高く加圧し、その後徐々に減圧していく。この減圧する過程において、カフ圧を圧力センサで検出し、被測定部位の動脈で発生する動脈容積の変動を脈波信号として取り出す。その時のカフ圧の変化に伴う脈波信号の振幅の変化（主に立ち上がりと立ち下がり）に基づいて、最高血圧（収縮期血圧：Systolic Blood Pressure）と最低血圧（拡張期血圧：Diastolic Blood Pressure）とを算出する。

【0056】

この電子血圧計１では、ＣＰＵ１００によって、図６のフローに従ってオシロメトリック法により被験者の血圧値が測定される。

【0057】

具体的には、電源スイッチ６３ＡがＯＮされた状態で測定スイッチ６３Ｂが押されると、図６に示すように、血圧計１は血圧測定を開始する。血圧測定開始に際して、ＣＰＵ１００は、処理用メモリ領域を初期化し、弁駆動回路５４０に制御信号を出力する。弁駆動回路５４０は、制御信号に基づいて、弁５４を開放してカフ２０の流体袋２１内の空気を排気する。続いて、第１の圧力センサ５１および第２の圧力センサ５２の０ｍｍＨｇの調整を行う制御を行う。

【0058】

血圧測定を開始すると、まず、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路５４０を介して弁５４を閉鎖し、その後、ポンプ駆動回路５３０を介してポンプ５３を駆動して、流体袋２１に空気を送る制御を行う。これにより、流体袋２１を膨張させるとともにカフ圧を徐々に加圧していく（ステップＳＴ１）。

【0059】

判定タイミング検出部１０１（図７）として働くＣＰＵ１００は、加圧開始から０．３秒経過したか否かを判断する（ステップＳＴ２）。

【0060】

加圧が開始されて０．３秒経過したと判断されると（ステップＳＴ２でＹＥＳ）、プラグ内圧取得部１０３（図７）として働くＣＰＵ１００は、第２の発振回路５２０を介して接続されたカフ２０のプラグ（２３１または２３２）の内圧（カフ圧）を取得するとともに、ＣＰＵ１００はポンプ吐出圧取得部１０２（図７）として動作して、第１の発振回路５１０を介して第１の配管３１の圧力（ポンプ吐出圧）を取得する。そして、差圧算出部１０４（図７）として働くＣＰＵ１００が、差圧（＝ポンプ吐出圧−カフ圧（プラグ内圧））を算出する（ステップＳＴ３）。

【0061】

カフ種判定部１０５（図７）として働くＣＰＵ１００は、算出された差圧が４ｍｍＨｇ以上であるか否かを判断する（ステップＳＴ４）。

【0062】

差圧が４ｍｍＨｇ以上であれば（ステップＳＴ４でＹＥＳ）、カフ種判定部１０５（図７）は、コネクタ３０に接続されたプラグはＩＩ型プラグ２３２であると判定し、よって、接続されているカフ２０は小児用カフである、と判定する（ステップＳＴ５）。

【0063】

差圧が４ｍｍＨｇ未満であれば（ステップＳＴ４でＮＯ）、カフ種判定部１０５（図７）は、コネクタ３０に接続されたプラグはＩ型プラグ２３１であると判定し、よって、接続されているカフ２０は小児用カフではない（一般成人用カフである）、と判定する（ステップＳＴ６）。

【0064】

電子血圧計１は、ステップＳＴ５またはステップＳＴ６の判定結果に基づき適切な加圧の速度を導出し、当該速度でカフの加圧を継続する。そしてカフ圧が加圧されて所定の圧力に達すると（ステップＳＴ７でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路５３０を介してポンプ５３を停止し、その後、弁駆動回路５４０を介して弁５４を徐々に開放する制御を行う。これにより、流体袋２１を収縮させるとともにカフ圧を徐々に減圧していく（ステップＳＴ８）。

【0065】

ここで、所定の圧力とは、被験者の収縮期血圧よりも十分高い圧力（例えば、収縮期血圧＋３０ｍｍＨｇ）であり、予めメモリ６１に記憶されているか、カフ圧の加圧中にＣＰＵ１００が収縮期血圧を所定の算出式により推定して決定する（例えば特開２００１−７０２６３号公報参照。）。また、減圧速度については、カフの加圧中に目標となる目標減圧速度を設定し、その目標減圧速度になるようにＣＰＵ１００が弁５４の開口度を制御する（同公報参照。）。なお、減圧速度の設定においては、ステップＳＴ５またはステップＳＴ６の判定結果がＣＰＵ１００によって参酌される。

【0066】

次に、ステップＳＴ５またはステップＳＴ６の判定結果がＣＰＵ１００によって参照され、血圧値の算出に用いる血圧測定アルゴリズムが決定される。接続されているカフ２０が一般成人用カフであれば（ステップＳＴ９でＮＯ）、血圧測定アルゴリズムとして通常の（一般成人用の）血圧測定アルゴリズムが選択され（ステップＳＴ１１）、接続されているカフ２０が小児用カフであれば（ステップＳＴ９でＹＥＳ）、小児用の血圧測定アルゴリズムが選択される。

【0067】

上記減圧過程において、カフ２０を介して、カフ２０の圧力を表すカフ圧信号（符号Ｐｃｆで表す（図８Ａ、図８Ｂ、および、図９Ａ）。）を第２の圧力センサ５２（または第１の圧力センサ５１）が検出する。ＣＰＵ１００は、このカフ圧信号Ｐｃｆに基づいて、オシロメトリック法により後述のアルゴリズムを適用して血圧値（収縮期血圧と拡張期血圧）を算出する（ステップＳＴ１１またはＳＴ１０）。なお、血圧値の算出は、減圧過程に限らず、加圧過程において行われてもよい。

【0068】

通常の血圧測定アルゴリズムが選択された場合（ステップＳＴ９でＮＯ）、ステップＳＴ１１において血圧値の算出が行われる。以下、通常の血圧測定アルゴリズムによる血圧値の算出（ステップＳＴ１１）について、図７、図８Ａ、図９Ａおよび図９Ｂ、図１０、ならびに、図１１Ａを参照して説明する。

【0069】

この場合、まず、脈波振幅列取得部１１１（図７）は、図８Ａ中に示すように、上述の第２の圧力センサ５２（または第１の圧力センサ５１）によって検出されたカフ圧信号Ｐｃｆを受けて、カフ圧信号Ｐｃｆに重畳された被測定部位の脈波を表す脈波信号ＳＭを取り出す。

【0070】

ここで、カフ圧信号Ｐｃｆは、図９Ａに示すように、時間経過に伴って略直線的に上昇（加圧過程）または低下（減圧過程）する圧力に対して、１拍毎の動脈容積変化に伴う変動成分が重畳された信号である。脈波振幅列取得部１１１は、ハイパスフィルタ（ＨＰＦ）を通してカフ圧信号Ｐｃｆから図９Ｂに示すような変動成分（ＨＰＦ出力）を取り出し、図１０に示すような脈波信号ＳＭとして出力する。この例では、図１０（減圧過程に相当）に示すように、脈波信号ＳＭは、動脈容積の変動に応じて、測定開始から約１２秒で大きくなり始め、約１６秒で最大となり、約２０秒でほぼ消失している。

【0071】

そして、脈波振幅列取得部１１１は、その脈波信号ＳＭが示す振幅（以下、適宜「脈波振幅」と呼ぶ。）の列ＡＬ（図９Ｂ）を取得する。

【0072】

次に、図７中の包絡線作成部１１２は、図８Ａ中に示すように、脈波振幅列取得部１１１によって取得された脈波振幅の列ＡＬに対して、それらの振幅を結ぶ包絡線ＥＶを作成する（図１１Ａ）。

【0073】

閾値レベル設定部１１３は、収縮期血圧ＢＰｓｙｓ、拡張期血圧ＢＰｄｉａ（図８Ａ）を求めるために、包絡線ＥＶにおける最大ピークＥＶｐの値に対してそれぞれ予め定められた割合の第１の成人用閾値レベルＴｈｓｒ、第２の成人用閾値レベルＴｈｄｒを算出して設定する。この例では、第１の成人用閾値レベルＴｈｓｒを最大ピークＥＶｐの値の約４０％とし、また、第２の成人用閾値レベルＴｈｄｒを最大ピークＥＶｐの値の約６０％とする。

【0074】

次に、収縮期血圧算出部１１４（図７）は、図８Ａおよび図１１Ａ中に示すように、包絡線ＥＶの最大ピークＥＶｐよりも高圧側の部分が第１の成人用閾値レベルＴｈｓｒを横切る点の圧力値Ｐｓｒを求め、これを収縮期血圧ＢＰｓｙｓとして算出する。また、図７中の拡張期血圧算出部１１５は、図８Ａおよび図１１Ａ中に示すように、包絡線ＥＶの最大ピークＥＶｐよりも低圧側の部分が第２の成人用閾値レベルＴｈｄｒを横切る点の圧力値Ｐｄｒを求め、これを拡張期血圧ＢＰｄｉａとして算出する。

【0075】

上の例では、第１の成人用閾値レベルＴｈｓｒを最大ピークＥＶｐの値の約４０％とし、また、第２の成人用閾値レベルＴｈｄｒを最大ピークＥＶｐの値の約６０％としたが、これに限られるものではない。

【0076】

他方、小児用の血圧測定アルゴリズムが選択された場合（ステップＳＴ９でＹＥＳ）、ステップＳＴ１０において小児用血圧測定アルゴリズムを用いた血圧値の算出が行われる。以下、小児用の血圧測定アルゴリズムによる血圧値の算出（ステップＳＴ１０）について、図７、図８Ｂ、図９Ａおよび図９Ｂ、図１０、ならびに、図１１Ｂを参照して説明する。なお、以下の例では、小児用血圧測定アルゴリズムと通常の血圧測定アルゴリズムとは、例えば、収縮期および拡張期血圧を求めるための閾値の設定が異なり、その余の点で同一である。これは、小児の血圧は、通常の（成人用の）血圧測定アルゴリズムを用いて算出すると本来の血圧値よりも低めに（例えば、１０〜２０ｍｍＨｇ程度低めに）算出される、という事例を考慮したものである。しかしながら、血圧測定アルゴリズムによっては、一般成人用の血圧測定アルゴリズムを用いて小児の血圧を測定した場合に、逆に小児の血圧は実際の血圧値よりも高めに算出されるという報告もある。以下の例は単なる一例に過ぎず、適宜変更可能である。

【0077】

この場合でもまず、脈波振幅列取得部１１１（図７）は、図８Ｂ中に示すように、上述の第２の圧力センサ５２（または第１の圧力センサ５１）によって検出されたカフ圧信号Ｐｃｆを受けて、カフ圧信号Ｐｃｆに重畳された被測定部位の脈波を表す脈波信号ＳＭを取り出し、包絡線作成部１１２が包絡線ＥＶを作成する（図１１Ｂ）。

【0078】

閾値レベル設定部１１３は、収縮期血圧ＢＰｓｙｓ、拡張期血圧ＢＰｄｉａ（図８Ｂ）を求めるために、包絡線ＥＶにおける最大ピークＥＶｐの値に対してそれぞれ予め定められた割合の第１の小児用閾値レベルＴｈｓｓ、第２の小児用閾値レベルＴｈｄｓを算出して設定する。この例では、第１の小児用閾値レベルＴｈｓｓを最大ピークＥＶｐの値の約３５％とし、また、第２の小児用閾値レベルＴｈｄｓを最大ピークＥＶｐの値の約６５％とする。収縮期血圧算出部１１４（図７）は、図８Ｂおよび図１１Ｂ中に示すように、包絡線ＥＶの最大ピークＥＶｐよりも高圧側の部分が第１の小児用閾値レベルＴｈｓｓを横切る点の圧力値Ｐｓｓを求め、これを収縮期血圧ＢＰｓｙｓとして算出する。また、図７中の拡張期血圧算出部１１５は、図８Ｂおよび図１１Ｂ中に示すように、包絡線ＥＶの最大ピークＥＶｐよりも低圧側の部分が第２の小児用閾値レベルＴｈｄｓを横切る点の圧力値Ｐｄｓを求め、これを拡張期血圧ＢＰｄｉａとして算出する。上の例では、第１の小児用閾値レベルＴｈｓｓを最大ピークＥＶｐの値の約３５％とし、また、第２の小児用閾値レベルＴｈｄｓを最大ピークＥＶｐの値の約６５％としたが、これに限られるものではない。

【0079】

血圧値を算出して決定すると、ＣＰＵ１００は、算出した血圧値を表示部６２へ表示し（ステップＳＴ１２）、血圧値をメモリ６１へ保存する制御を行う（ステップＳＴ１３）。

【0080】

次に、停止スイッチ６３Ｃが押されると、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路５４０を介して弁５４を開放し、カフ２０の流体袋２１内の空気を排気する制御を行う（ステップＳＴ１４）。

【0081】

この後、上記電源スイッチ６３Ａが押されると、血圧測定を終了する。

【0082】

このようにして、この電子血圧計１は、簡素な構成を有し、簡便な処理により本体に接続されているカフの種類を精度よく迅速に判定することが可能である。また、当該判定は、例えば、血圧測定のための加圧過程において実施することもでき、その際にも、カフ種判定のために加圧過程が長期化することがない。カフ種の判定の結果は、それ以降の加圧及び減圧過程や血圧測定アルゴリズムの最適化に貢献する。そのため、このような特徴により、この電子血圧計１は優れたユーザビリティを発揮する。

【0083】

また、この発明の電子血圧計は、血圧値を測定するだけでなく、他の生体情報、例えば脈拍数などを併せて測定するものであってもよい。

【0084】

上述の実施形態は例示に過ぎず、この発明の範囲から逸脱することなく種々の変形が可能である。

【符号の説明】

【0085】

１ 電子血圧計
１０ 電子血圧計本体
２０ 血圧測定用カフ
２３ プラグ
３０ コネクタ（プラグ受け部）
２３ａ Ｏ−リング（シール部材）
２３ｂ 給排気孔
２３ｃ 検出孔（貫通孔）
３０ａ Ｏ−リング（シール部材）
４０ 接続部
５１ 第１の圧力センサ（ポンプ吐出圧センサ）
５２ 第２の圧力センサ（プラグ内圧（カフ圧）センサ）
１００ ＣＰＵ

【図1】

【図2A】

【図2B】

【図3】

【図4A】

【図4B】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8A】

【図8B】

【図9A】

【図9B】

【図10】

【図11A】

【図11B】