特許 6247735 自動血圧測定装置

(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】6247735

(24)【登録日】2017年11月24日

(45)【発行日】2017年12月13日

(54)【発明の名称】自動血圧測定装置

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/022 20060101AFI20171204BHJP

【ＦＩ】

   A61B5/02 634E

   A61B5/02 633A

【請求項の数】2

【全頁数】22

(21)【出願番号】特願2016-220002(P2016-220002)

(22)【出願日】2016年11月10日

(62)【分割の表示】特願2012-49799(P2012-49799)の分割

【原出願日】2012年3月6日

(65)【公開番号】特開2017-23874(P2017-23874A)

(43)【公開日】2017年2月2日

【審査請求日】2016年11月29日

(73)【特許権者】

【識別番号】000127570

【氏名又は名称】株式会社エー・アンド・デイ

(74)【代理人】

【識別番号】100147669

【弁理士】

【氏名又は名称】池田 光治郎

(72)【発明者】

【氏名】西林 秀郎

(72)【発明者】

【氏名】佐田 和也

【審査官】 姫島 あや乃

(56)【参考文献】

【文献】 特開２００１−３３３８８８（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００７−０９８００３（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００７−０４４３６３（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開昭６１−１２２８４０（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２０００−２３７１５１（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特許第６０８６６４７（ＪＰ，Ｂ２）

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

Ａ６１Ｂ ５／０２２

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

生体の被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、該圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程で該圧迫帯内の圧力振動である脈波を逐次抽出し、該脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する自動血圧測定装置であって、
前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有するものであり、
該複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値に対する、該上流側に位置する所定の膨張袋よりも下流側に位置する所定の膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値の信号比を逐次算出し、前記生体の脈拍周期内で変化する該信号比が血流開始を判定するために予め設定された信号比変化判定値を越えたことに基づいて前記生体の最高血圧値を決定するとともに、
前記上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値および前記下流側に位置する所定の膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値は、前記脈拍周期よりも短い周期で逐次得られたものであり、
前記信号比は、前記脈拍周期よりも短い周期で逐次得られた前記上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値および前記下流側に位置する所定の膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値から前記脈拍周期よりも短い周期で逐次算出されたものであり、
前記信号比の算出毎に、前記一脈拍周期内で逐次算出された前記信号比が前記予め設定された信号比変化判定値を超えたか否かを判定する
ことを特徴とする自動血圧測定装置。

【請求項2】

前記圧迫帯は、前記被圧迫部位の長手方向に所定間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、前記被圧迫部位の長手方向において連なるように前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、それら上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する中間膨張袋とを有するものである
ことを特徴とする請求項１の自動血圧測定装置。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、腕、足首のような生体の肢体である被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備えた自動血圧測定装置に関し、特にその圧迫帯から得られる脈波信号に基づいて生体の最高血圧を決定する技術に関するものである。

【背景技術】

【0002】

生体の被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、その圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程でその圧迫帯内の圧力振動である脈波を逐次抽出し、その脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する自動血圧測定装置が知られている。上記圧迫帯に備えられる膨張袋は、被圧迫部位の径に対して十分に大きい圧迫幅寸法を必要として比較的大きな容量のものであることから、被圧迫部位内の動脈の容量変化に応答して発生する圧力振動である脈波は、微弱な信号となる傾向にあるため、測定精度を低下させる一因となっていた。

【0003】

これに対して、特許文献１に示されるように、動脈の容量変化を明確に検出するために、主膨張袋と比べて少容量の検出用膨張袋をその幅方向の全体が上記主膨張袋の内側の一部と重なるように設けるとともに、検出用膨張袋と主膨張袋との間に遮蔽板を設けた２層構造の圧迫帯が提案されている。これによれば、主膨張袋の一部による加圧が被圧迫部位へ直接に行われつつ主膨張袋の他部による加圧が検出用膨張袋を通して間接的に行われる。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0004】

【特許文献1】特開平０５−２６９０８９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、上記特許文献１に示される従来の２層構造の圧迫帯を備える自動血圧測定装置によれば、生体の皮膚側に検出用膨張袋が位置していることにより主膨張袋の圧力が適正に動脈に加えられないので、正確な脈波が得られ難く、その脈波に基づいて決定される最高血圧値の精度が良くないという不都合があった。

【0006】

本発明の目的とするところは、生体の被圧迫部位内の動脈を圧迫したときに得られる脈波に基づいて精度の高い最高血圧値を決定することができる自動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】

【0007】

本発明者は、以上の事情を背景として、幅方向に連ねられて生体の被圧迫部位を独立して圧迫する複数の気室を有する圧迫帯、たとえば３つの気室を有する３連カフを試作し、それら３つの気室からそれぞれ独立に得られるカフ脈波を比較研究するうちに以下の事実が判明した。すなわち、カフ圧が高い阻血状態であるうちは最上流側の気室に発生する脈波が隣接する気室に物理干渉（クロストーク）により伝播して、それに隣接する中流気室および下流気室に所定の減衰率で減衰した干渉脈波が発生するが、カフ圧が低下して血流が開始されると、中流気室および下流気室には血流による容積変化により発生する容積脈波が上記干渉脈波を含んで発生する。この容積脈波の振幅は干渉脈波よりも僅かに大きい傾向にあるけれどもそれを示す振幅差のみでは安定した区別が困難である。そこで、上流気室に生じる脈波を表す脈波信号の値に対して中流気室或いは下流気室に生じる脈波を表す脈波信号の値との信号比という変数を用いると、その信号比はカフ圧が高い阻血状態であるうちはほぼ一定であるが、カフ圧が低下して血流が開始されると急激に立ち上がる性質があることが判明し、その急激な立ち上がりが判定された時のカフ圧を生体の最高血圧値として、正確に決定することができることを見出した。本発明はかかる知見に基づいて為されたものである。

【0008】

すなわち、請求項１にかかる発明の要旨とするところは、（ａ）生体の被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、その圧迫帯の圧迫圧力値を変化させる過程でその圧迫帯内の圧力振動である脈波を逐次抽出し、その脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する自動血圧測定装置であって、（ｂ）前記圧迫帯は、幅方向に連ねられて前記生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有するものであり、（ｃ）それら複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の上流側に位置する所定の上流側膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値に対する、その上流側に位置する所定の膨張袋よりも下流側に位置する所定の膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値の信号比を逐次算出し、前記生体の脈拍周期内で変化する前記信号比が血流開始を判定するために予め設定された信号比変化判定値を越えたことに基づいて前記生体の最高血圧値を決定するとともに、（ｄ）前記上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値および前記下流側に位置する所定の膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値は、前記脈拍周期よりも短い周期で逐次得られたものであり、（ｅ）前記信号比は、前記脈拍周期よりも短い周期で逐次得られた前記上流側に位置する所定の膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値および前記下流側に位置する所定の膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値から前記脈拍周期よりも短い周期で逐次算出されたものであり、（ｆ）前記信号比の算出毎に、前記一脈拍周期内で逐次算出された信号比が前記予め設定された信号比変化判定値を超えたか否かを判定することにある。

【0009】

また、請求項２にかかる発明の要旨とするところは、請求項１にかかる発明において、前記圧迫帯は、前記被圧迫部位の長手方向に所定間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の前記上流側膨張袋および下流側膨張袋と、前記被圧迫部位の長手方向において連なるように前記上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、それら上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する中間膨張袋とを有するものであることにある。

【発明の効果】

【0013】

請求項１にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、圧迫帯は、幅方向に連ねられて生体の被圧迫部位を各々圧迫する独立した気室を有する複数の膨張袋を有するものであり、それら複数の膨張袋のうちの前記被圧迫部位内の動脈の上流側に位置する上流側膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値に対する、その上流側膨張袋よりも下流側に位置する膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値の信号比を逐次算出し、その信号比が血流開始を判定するために予め設定された信号比変化判定値を越えたことに基づいて生体の最高血圧値を決定する。このことから、相互間が圧力変動に関して独立状態とされた複数の膨張袋から生体の被圧迫部位内の動脈に圧迫圧力を均等な圧力分布で加えることで各々の膨張袋から正確な脈波がそれぞれ得られるので、それら脈波を表す脈波信号値間の信号比に基づいて精度の高い最高血圧値が得られる。また、上記信号比は、前記圧迫帯による圧迫圧力が生体の最高血圧値付近に到達すると急激に増加する性質があることから、その急激な増加を上記信号比変化判定値を用いて判定することにより、精度の高い最高血圧値が得られる。また、前記上流側膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値および前記下流側膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値は、前記生体の一脈拍内で該脈拍周期よりも短い周期で逐次得られたものであり、前記信号比は、前記脈拍周期よりも短い周期で逐次得られた前記上流側膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値および前記下流側膨張袋からの脈波を表す脈波信号の値からその脈拍周期よりも短い周期で逐次算出されたものであり、前記信号比の算出毎に、前記一脈拍周期内で逐次算出された信号比が前記予め設定された信号比変化判定値を超えたときの前記圧迫圧力値を前記生体の最高血圧値として判定することから、一脈拍内で逐次求められた信号比に基づいて、その急激な増加を上記信号比変化判定値を用いて判定することにより、精度の高い最高血圧値が得られる。

【0014】

また、請求項２にかかる発明の自動血圧測定装置によれば、前記圧迫帯は、被圧迫部位の長手方向に所定間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および前記下流側膨張袋と、被圧迫部位の長手方向において連なるように上記上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、それら上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する中間膨張袋とを有するものであることから、被圧迫部位の長手方向において連なり相互間が圧力変動に関して独立状態とされた上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋から生体の被圧迫部位内の動脈に圧迫圧力が均等な圧力分布で加えられることで正確な脈波が得られるので、それら脈波間の信号比に基づいて精度の高い最高血圧値が得られる。

【図面の簡単な説明】

【0018】

【図1】生体の被圧迫部位である上腕に巻き付けられた上腕用の圧迫帯を備えた本発明の一例の自動血圧測定装置を示している。

【図2】図１の圧迫帯の外周面を示す一部を切り欠いた図である。

【図3】図２の圧迫帯内に備えられた上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋を示す平面図である。

【図4】図３の上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋を幅方向に切断して示す断面図である。

【図5】図１の電子制御装置に備えられた制御機能の要部を説明するための機能ブロック線図である。

【図6】図５のカフ圧制御手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が１５１ｍｍＨｇであるときのものである。

【図7】図５のカフ圧制御手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が１３５ｍｍＨｇであるときのものである。

【図8】図５のカフ圧制御手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が１２７ｍｍＨｇであるときのものである。

【図9】図５のカフ圧制御手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が１１０ｍｍＨｇであるときのものである。

【図10】図５のカフ圧制御手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が８６ｍｍＨｇであるときのものである。

【図11】図５のカフ圧制御手段により複数の膨張袋の圧迫圧力値がそれぞれ徐速降圧させられる過程において発生する上記複数の膨張袋からの脈波信号を示す図であり、上記圧迫圧力値が７２ｍｍＨｇであるときのものである。

【図12】最高血圧値より高い圧迫圧力において、カフ帯の上流側膨張袋からの第１脈波信号、中間膨張袋からの第２脈波信号、下流側膨張袋からの第３脈波信号の形状を、上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋の直下の動脈の圧迫状態と対比して説明する図である。

【図13】圧迫圧力が生体の最高血圧値より高い状態において、第１脈波信号、第２脈波信号、第３脈波信号の形状と、それらから求められた第１信号比および第２信号比とを示す図である。

【図14】最高血圧値よりも低い圧迫圧力において、カフ帯の上流側膨張袋からの第１脈波信号、中間膨張袋からの第２脈波信号、下流側膨張袋からの第３脈波信号の形状を、上流側膨張袋、中間膨張袋、および下流側膨張袋の直下の動脈の圧迫状態と対比して説明する図である。

【図15】圧迫圧力が生体の最高血圧値よりも低い圧迫圧力において、第１脈波信号、第２脈波信号、第３脈波信号の形状と、それらから求められた第１信号比および第２信号比とを示す図である。

【図16】第１脈波信号、第２脈波信号、第３脈波信号からそれらの信号値を算出するに際して、それらの信号の開始点を一致させる前処理を説明する図である。

【図17】時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される複数の膨張袋からの脈波信号の立ち上がり点、およびそれら立ち上がり点間の時間差をそれぞれ示す図である。

【図18】圧迫帯による圧迫下の動脈における脈波伝播速度と圧迫圧力値との関係を示す図である。

【図19】下流側膨張袋からの第３脈波信号とおよび中間膨張袋からの第２脈波信号との間の時間差である第１の時間差と、中間膨張袋の圧である圧迫圧力値との関係を示す図である。

【図20】図５の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートの一方である。

【図21】図５の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートの他方である。

【図22】図５の電子制御装置の制御作動の要部を説明するタイムチャートである。

【図23】圧迫帯による圧迫圧力が最高血圧値に至る前の実例の第１脈波信号および第２脈波信号と、それらから算出される第１信号比とを、時間軸上に示す図である。

【図24】圧迫帯による圧迫圧力が最高血圧値に至る前の実例の第２脈波信号および第３脈波信号と、それらから算出される第２信号比とを時間軸上に示す図である。

【図25】圧迫帯による圧迫圧力が最高血圧値に至ったときの実例の第１脈波信号および第２脈波信号と、それらから算出される第１信号比とを時間軸上に示す図である。

【図26】圧迫帯による圧迫圧力が最高血圧値に至ったときの実例の第２脈波信号および第３脈波信号と、それらから算出される第２信号比とを時間軸上に示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0019】

以下、本発明の一実施例を図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の実施例において図は適宜簡略化或いは変形されており、各部の寸法比および形状等は必ずしも正確に描かれていない。

【実施例】

【0020】

図１は、被圧迫部位である生体の肢体たとえば上腕１０に巻き付けられた上腕用の圧迫帯１２を備えた本発明の一例の自動血圧測定装置１４を示している。この自動血圧測定装置１４は、上腕１０内の動脈１６を止血するのに十分な値まで昇圧させた圧迫帯１２の圧迫圧力を降圧させる過程において、動脈１６の容積変化に応答して発生する圧迫帯１２内の圧力振動である脈波（後述の図６〜図１１参照）を逐次抽出し、その脈波の変化に基づいてその生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを測定するものである。

【0021】

図２は圧迫帯１２の一例の外周面を示す一部を切り欠いた図である。図２に示すように、圧迫帯１２は、ＰＶＣ等の合成樹脂により裏面が相互にラミネートされた合成樹脂繊維製の外周側面不織布２０ａおよび図示しない内周側不織布から成る帯状外袋２０と、その帯状外袋２０内において幅方向に順次収容され、たとえば軟質ポリ塩化ビニールシートなどの可撓性シートから構成されて独立して上腕１０を圧迫可能な上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６とを備え、外周側面不織布２０ａの端部に取り付けられた面ファスナ２８に前記内周側不織布の端部に取り付けられた図示しない起毛パイルが着脱可能に接着されることにより、上腕１０に着脱可能に装着されるようになっている。上腕１０に装着された状態においては、下流側膨張袋２６は上流側膨張袋２２および中間膨張袋２４よりも上腕１０内の動脈１６の下流側に位置させられる。また、中間膨張袋２４は下流側膨張袋２６よりも上流側に位置させられ、上流側膨張袋２２は下流側膨張袋２６および中間膨張袋２４よりも上流側に位置させられる。上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６は、幅方向に連ねられて前記上腕１０を各々圧迫する独立した気室をそれぞれ有するとともに、管接続用コネクタ３２、３４、および３６を外周面側に備えている。それら管接続用コネクタ３２、３４、および３６は、外周側面不織布２０ａを通して圧迫帯１２の外周面に露出されている。

【0022】

図３は圧迫帯１２内に備えられた上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６を示す平面図であり、図４はそれらを幅方向すなわち図３の矢印ａ方向に切断した断面図である。上流側膨張袋２２、中流側膨張袋２４、および下流側膨張袋２６は、それらにより圧迫された動脈１６の容積変化に応答して発生する圧力振動である脈波を検出するためのものであり、それぞれ長手状を成している。上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６は中間膨張袋２４の両側に隣接した状態で配置されている。また、中間膨張袋２４は上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の間に挟まれた状態で圧迫帯１２の幅方向の中央部に配置されている。なお、圧迫帯１２が前記上腕１０に巻き付けられた状態においては、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６は上記上腕１０の長手方向に所定間隔を隔てて位置させられ、また、中間膨張袋２４は上記上腕１０の長手方向において連なるように上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の間に配置させられる。

【0023】

中間膨張袋２４は所謂マチ構造の側縁部を両側に備えている。すなわち、中間膨張袋２４の上腕１０の長手方向における両端部には、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆがそれぞれ形成されている。そして、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４に隣接する側の隣接側端部２２ａおよび２６ａが上記一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆ内に差し入れられて配置されるようになっている。これにより、中間膨張袋２４の両端部と上流側膨張袋２２の隣接側端部２２ａおよび下流側膨張袋２６の隣接側端部２６ａとが相互に重ねられた構造すなわちオーバラップ構造となるので、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６が等圧で上腕１０を圧迫したときにそれらの境界付近においても均等な圧力分布が得られる。

【0024】

上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６も、所謂マチ構造の側縁部を中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂに備えている。すなわち、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂには、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る折込溝２２ｆおよび２６ｆがそれぞれ形成されている。それら折込溝２２ｆおよび２６ｆを構成するシートは、幅方向に飛び出ないように、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６内に配置された貫通穴を備える接続シート３８、４０を介してその反対側部分すなわち中間膨張袋２４側の部分に接続されている。これにより、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の端部２２ｂおよび２６ｂにおいても前記上腕１０の動脈１６に対する圧迫圧力が他の部分と同様に得られるので、圧迫帯１２の幅方向の有効圧迫幅がその幅寸法と同等になる。圧迫帯１２の幅方向は１２ｃｍ程度であり、その幅方向に３つの上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６が配置された構造であるから、それぞれが実質的に４ｃｍ程度の幅寸法とならざるを得ない。このような狭い幅寸法であっても圧迫機能を十分に発生させるために、中間膨張袋２４の両端部２４ａおよび２４ｂと上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の隣接側端部２２ａおよび２６ａとが相互に重ねられたオーバラップ構造とされるとともに、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂが所謂マチ構造の側縁部とされている。

【0025】

上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４側の端部２２ａおよび２６ａと、それが差し入れられている一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆの内壁面すなわち相対向する溝側面との間には、圧迫帯１２の長手方向の曲げ剛性よりもその圧迫帯１２の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状の遮蔽部材４２がそれぞれ介在させられている。この遮蔽部材４２は、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６、或いは中間膨張袋２４と同様の長さ寸法を備えている。本実施例では、図３、図４に示すように、上流側膨張袋２２の端部２２ａとそれが差し入れられている折込溝２４ｆとの間の隙間のうちの外周側の隙間、および、下流側膨張袋２６の端部２６ａとそれが差し入れられている折込溝２４ｆとの間の隙間のうちの外周側の隙間に、長手状の遮蔽部材４２がそれぞれ介在させられているが、内周側隙間にも介在させられてもよい。内周側隙間に比較して外周側隙間の方が遮蔽効果が大きいので、少なくとも外周側隙間に設けられればよい。

【0026】

上記遮蔽部材４２は、上腕１０の長手方向すなわち圧迫帯１２の幅方向に平行な樹脂製の複数本の可撓性中空管４４が互いに平行な状態で、上腕１０の周方向すなわち圧迫帯１２の長手方向に連ねて配列されるとともに、それら可撓性中空管４４が型成形或いは接着により直接に或いは粘着テープなどの可撓性シート等の他の部材を介して間接的に相互に連結されることにより構成されている。上記遮蔽部材４２は、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４側の端部２２ａおよび２６ａの外周側の複数箇所に設けられた複数の掛止シート４６に掛け止められている。

【0027】

図１に戻って、自動血圧測定装置１４においては、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、および排気制御弁５４が主配管５６にそれぞれ接続されている。その主配管５６からは、上流側膨張袋２２に接続された第１分岐管５８、中間膨張袋２４に接続された第２分岐管６２、および下流側膨張袋２６に接続された第３分岐管６４がそれぞれ分岐させられている。上記第１分岐管５８は、空気ポンプ５０と上流側膨張袋２２との間を直接開閉するための第１開閉弁Ｅ１を直列に備えている。また、上記主配管５６は、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、および排気制御弁５４と、上記各分岐管との間を直接開閉するための第２開閉弁Ｅ２を直列に備えている。また、上記第３分岐管６４は、空気ポンプ５０と下流側膨張袋２６との間を直接開閉するための第３開閉弁Ｅ３を直列に備えている。そして、上流側膨張袋２２内の圧力値を検出するための第１圧力センサＴ１が第１分岐管５８に接続され、中間膨張袋２４内の圧力値を検出するための第２圧力センサＴ２が第２分岐管６２に接続され、下流側膨張袋２６内の圧力値を検出するための第３圧力センサＴ３が第３分岐管６４に接続されている。

【0028】

上記第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２、および第３圧力センサＴ３から電子制御装置７０には、上流側膨張袋２２内の圧力値すなわち上流側膨張袋２２の圧迫圧力値ＰＣ１を示す出力信号、中間膨張袋２４内の圧力値すなわち中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示す出力信号、および下流側膨張袋２６内の圧力値すなわち下流側膨張袋２６の圧迫圧力値ＰＣ３を示す出力信号がそれぞれ供給される。電子制御装置７０は、ＣＰＵ７２、ＲＡＭ７４、ＲＯＭ７６、および図示しないＩ／Ｏポートなどを含む所謂マイクロコンピュータである。この電子制御装置７０は、ＣＰＵ７２がＲＡＭ７４の記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭ７６に記憶されたプログラムにしたがって入力信号を処理し、電動式の空気ポンプ５０、急速排気弁５２、排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、および第３開閉弁Ｅ３をそれぞれ制御することにより、膨張袋２２、２４、および２６にそれぞれ圧迫された上腕１０の動脈１６の容積変化に応答してそれぞれ発生する膨張袋２２、２４、および２６内の圧力振動である脈波を示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３（後述の図６〜図１１参照）をそれぞれ採取する。また、電子制御装置７０は、それら脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３に基づいて前記生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを算出し、表示装置７８にその演算結果である測定値を表示させる。この電子制御装置７０には、上記第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２、および第３圧力センサＴ３からの出力信号に加え、血圧測定スタートセンサ８０からの出力信号が供給される。上記血圧測定スタートセンサ８０は、血圧測定開始の合図となる信号を出力するものであり、例えば図示しない起動操作装置が操作されることで上記信号を出力するようになっている。

【0029】

図５は、電子制御装置７０に備えられた制御機能の要部を説明するための機能ブロック線図である。図５において、カフ圧制御手段８２は、血圧測定開始の合図となる信号が血圧測定スタートセンサ８０から供給された場合に、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、および第３開閉弁Ｅ３をそれぞれ制御することにより、膨張袋２２、２４、および２６による上腕１０の動脈１６への圧迫圧力値ＰＣをその動脈１６における最高血圧値ＳＢＰよりも充分に高い値に予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭ（たとえば１８０ｍｍＨｇ）まで同時に急速に昇圧する。例えば、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が上記昇圧目標圧力値ＰＣＭ以上となるまで各膨張袋を昇圧する。続いて、カフ圧制御手段８２は、上記昇圧させた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣを例えば３〜５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ程度に予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に連続的に或いは段階的に徐速降圧させる。このとき、カフ圧制御手段８２は、所定量（たとえば１〜１０ｍｍＨｇの範囲内）の除速降圧毎に膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣをそれぞれ所定時間保持する。そして、カフ圧制御手段８２は、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２が、上記動脈１６における最低血圧値ＤＢＰよりも充分に低い値に予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥ（たとえば３０ｍｍＨｇ）よりも小さくなったときに、急速排気弁５２を用いて膨張袋２２、２４、および２６内の圧力をそれぞれ大気圧まで排圧する。

【0030】

信号値決定手段８４は、カフ圧制御手段８２により膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣがそれぞれ徐速降圧させられる過程において、第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２、および第３圧力センサＴ３からの出力信号に基づいて、上記膨張袋２２、２４、および２６内の相互に同期した圧力変動である脈波を示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３を、脈拍周期よりも十分に短いサンプリング周期たとえば数ミリ秒乃至数十ミリ秒の周期で逐次採取する。図６〜図１１は、上記過程において発生する脈波信号ＳＭを、上記サンプリング周期で読み込まれた時間離散データポイントを結ぶ曲線で例示する図である。これら図６〜図１１に示す脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３は、圧迫帯１２の圧迫圧力値ＰＣがたとえば１５１ｍｍＨｇ、１３５ｍｍＨｇ、１２７ｍｍＨｇ、１１０ｍｍＨｇ、８６ｍｍＨｇ、および７２ｍｍＨｇであるときに、第１圧力センサＴ１からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた上流側膨張袋２２からの脈波を示す第１脈波信号ＳＭ１（破線）、第２圧力センサＴ２からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた中間膨張袋２４からの脈波を示す第２脈波信号ＳＭ２（実線）、および第３圧力センサＴ３からの出力信号がローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理されることにより弁別されて得られた下流側膨張袋２６からの脈波を示す第３脈波信号ＳＭ３（１点鎖線）である。そして、信号値決定手段８４は、相互に同期した脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３の振幅値すなわち第１脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３のサンプリング値Ａ１、Ａ２、およびＡ３を、一脈波内で、脈拍周期よりも十分に短いサンプリング周期たとえば数ミリ秒乃至数十ミリ秒の周期毎に逐次決定し、それらサンプリング値Ａ１〜Ａ３を、それらサンプリング値Ａ１〜Ａ３が決定された脈波信号ＳＭに対応する中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧信号ＰＫ２とともにＲＡＭ７４の所定の記憶領域に記憶する。

【0031】

血圧値決定手段８６は、圧迫帯１２による圧迫圧力の降圧過程において得られた第１脈波信号ＳＭ１、第２脈波信号ＳＭ２、第３脈波信号ＳＭ３のうちの一対の脈波に関し、下流側脈波は上流側脈波よりも小さく且つ遅れて発生するので、上流側脈波に対する下流側脈波の信号比は、たとえば上流側脈波ＳＭ１の変曲点ｂ１以降の領域において、最高血圧値ＳＢＰ前では比較的一定値を示すが最高血圧値ＳＢＰ近傍に到達すると比較的急激に上昇する性質があることを利用して、その急激な上昇が判定されたときの圧迫圧力に基づいて生体の最高血圧値ＳＢＰを決定する最高血圧値決定手段８８を、備えている。たとえば、最高血圧値決定手段８８は、信号値決定手段８４により一脈拍周期よりも十分に短い前記サンプリング周期毎に逐次決定された、第１脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３のサンプリング値Ａ１、Ａ２、およびＡ３から、上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１のサンプリング値Ａ１に対する中間の膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２のサンプリング値Ａ２の比（Ａ２／Ａ１）である第１信号比Ｒ２１、中間の膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２のサンプリング値Ａ２に対する下流側の膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３のサンプリング値Ａ３の比（Ａ３／Ａ２）である第２信号比Ｒ３２、および、上流側の膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１のサンプリング値Ａ１に対する下流側の膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３のサンプリング値Ａ３の比（Ａ３／Ａ１）である第３信号比Ｒ３１を、一脈波内でたとえば前記サンプリング周期毎にそれぞれ逐次算出する。次いで、最高血圧値決定手段８８は、上記第１信号比Ｒ２１が予め設定された第１信号比変化判定値ＲＲ１を越えたこと、および／または、上記第２信号比Ｒ３２が予め設定された第２信号比変化判定値ＲＲ２を越えたことを判定し、その判定が肯定されたときの中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２に基づいて最高血圧値ＳＢＰを決定する。或いは、最高血圧値決定手段８８は、上記第３信号比Ｒ３１が予め設定された第３信号比変化判定値ＲＲ３を越えたことを判定し、その判定が肯定されたときの中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２に基づいて最高血圧値ＳＢＰを決定する。或いは、最高血圧値決定手段８８は、上記第１信号比Ｒ２１が予め設定された第１信号比変化判定値ＲＲ１を越えたことを判定し、その判定が肯定されたときの中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２に基づいて最高血圧値ＳＢＰを決定する。

【0032】

上記最高血圧値決定手段８８においては、上記の判定が肯定されたときの中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２がそのまま最高血圧値ＳＢＰとして決定されてもよいし、その圧迫圧力値ＰＣ２に水銀柱式血圧計の測定値と整合させる補正を施した後の値が最高血圧値ＳＢＰとして決定されてもよい。最高血圧値ＳＢＰの決定に際しては、下流側膨張袋２６の直下で血流が再開したことを反映する第２信号比Ｒ３２或いは第３信号比Ｒ３１の変化に基づく判定を用いることが望まれるが、中間膨張袋２４の直下で血流が再開したことを反映する第１信号比Ｒ２１の変化に基づく判定が用いられてもよい。この場合、第１信号比Ｒ２１が予め設定された第１信号比変化判定値ＲＲ１を越えたことが判定されたときの中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２より予め設定された補正値で補正することで最高血圧値ＳＢＰを決定することができる。

【0033】

ここで、第１信号比変化判定値ＲＲ１、第２信号比変化判定値ＲＲ２、第３信号比変化判定値ＲＲ３は、第１信号比Ｒ２１、第２信号比Ｒ３２、第３信号比Ｒ３１の血流再開時の立ち上がりを判定するために予め実験的に定められる。ここで、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の間にはクロストークが存在し、血流開始前の段階では、図１２に示すように、０．３程度の一定の伝達率で上流側膨張袋２２の第１脈波信号ＳＭ１が中間膨張袋２４へ伝達されて第２脈波信号ＳＭ２が発生し、さらに、０．３程度の一定の伝達率でその中間膨張袋２４の第２脈波信号ＳＭ２が下流側膨張袋２６へ伝達されて第３脈波信号ＳＭ３が発生させられる。このため、上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１のサンプリング値Ａ１に対する中間の膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２のサンプリング値Ａ２の比（Ａ２／Ａ１）である第１信号比Ｒ２１、中間の膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２のサンプリング値Ａ２に対する下流側の膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３のサンプリング値Ａ３の比（Ａ３／Ａ２）である第２信号比Ｒ３２、および、上流側の膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１のサンプリング値Ａ１に対する下流側の膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３のサンプリング値Ａ３の比（Ａ３／Ａ１）である第３信号比Ｒ３１は、図１３に示すように１拍内において略一定となる。

【0034】

しかし、血流開始時では、図１４に示すように、第２脈波信号ＳＭ２および第３脈波信号ＳＭ３は、上記クロストークに加えて、血流開始時の血管容積変化の影響を受けて、血流開始前よりも大きい脈波となるとともにそのピークが遅れて発生する。このため、第１信号比Ｒ２１および第２信号比Ｒ３２や、第３信号比Ｒ３１（図示しないが第１信号比Ｒ２１および第２信号比Ｒ３２と同様）は、図１５に示すように、１拍内において第１脈波信号ＳＭ１の変曲点ｂ１以降において急激に立ち上がる。前記第１信号比変化判定値ＲＲ１、第２信号比変化判定値ＲＲ２、第３信号比変化判定値ＲＲ３は、その立ち上がりを判定するために、血流開始前や上記変曲点ｂ１前における第１信号比Ｒ２１および第２信号比Ｒ３２や、第３信号比Ｒ３１の変動よりは大きく、上記血流開始時の第１信号比Ｒ２１および第２信号比Ｒ３２や、第３信号比Ｒ３１の立ち上がり幅よりも小さい値に設定される。

【0035】

なお、好適には上記第１信号比Ｒ２１および第２信号比Ｒ３２や、第３信号比Ｒ３１の算出に先立って、第２脈波信号ＳＭ２および第３脈波信号ＳＭ３の開始（左端）点の値を、第１脈波信号ＳＭ１の開始（左端）点の値と一致させる前処理を行なうと、図１６の左側から右側に示すように、各脈波信号の初期値を共通の零値とすることができてサンプリング値Ａ１、Ａ２、Ａ３の計算が容易となるので、第１信号比Ｒ２１および第２信号比Ｒ３２や、第３信号比Ｒ３１の算出が容易に行なわれる。

【0036】

また、血圧値決定手段８６は、複数の膨張袋２２、２４、および２６のうちの少なくとも２つからの脈波信号間の位相差と、圧迫帯１２による圧迫下の動脈１６における脈波伝播速度ＰＷＶ［m/sec］とに基づいて前記生体の最低血圧値ＤＢＰを決定する最低血圧値決定手段９０を備えている。具体的には、最低血圧値決定手段９０は、昇圧させられた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣがそれら膨張袋２２、２４、および２６により上腕部１０を各々同じ圧力で圧迫する状態でそれぞれ徐速降圧させられる過程において、例えば図１７に示されるような時間軸と圧迫圧力値軸との二次元座標内に示される下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点ａ３と中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点ａ２との第１の時間差ｔ３２と、上記二次元座標内に示される中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点ａ２と上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点ａ１との第２の時間差ｔ２１と、また、下流側膨張袋２６からの脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点ａ３と上流側膨張袋２２からの脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点ａ１との第３の時間差ｔ３１とをそれぞれ逐次算出する。第１の時間差ｔ３２、第２の時間差ｔ２１、および第３の時間差ｔ３１は上記位相差に相当する。

【0037】

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

【0038】

また、最低血圧値決定手段９０は、昇圧させられた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣがそれら膨張袋２２、２４、および２６により上腕部１０を各々同じ圧力で圧迫する状態でそれぞれ徐速降圧させられる過程において、圧迫帯１２による圧迫下の動脈１６における脈波伝播速度ＰＷＶを逐次算出し、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２に対する脈波伝播速度ＰＷＶの変化率ＲＰＷＶを逐次算出する。脈波伝播速度ＰＷＶは、たとえば上記算出された第１の時間差ｔ３２または第２の時間差ｔ２１を中間膨張袋２４と下流側膨張袋２６との間の幅方向の距離Ｌ３２（図４参照）で除して、上流側膨張袋２２と中間膨張袋２４との間の幅方向の距離Ｌ２１（図４参照）で除して、または上流側膨張袋２２と下流側膨張袋２６との間の幅方向の距離（Ｌ２１＋Ｌ３２）で除して算出される。また、脈波伝播速度ＰＷＶの変化率ＲＰＷＶは、例えば、図１８に示されるような圧迫圧力値軸と脈波伝播速度軸との二次元座標内に示される脈波伝播速度ＰＷＶと圧迫圧力値ＰＣ２との関係を示す曲線の接線の傾きで表される。

【0039】

そして、最低血圧値決定手段９０は、昇圧させられた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣがそれら膨張袋２２、２４、および２６により上腕部１０を各々同じ圧力で圧迫する状態でそれぞれ徐速降圧させられる過程において、たとえば、第１の時間差ｔ３２が予め設定された時間差判定値ｔｃを通過する即ち時間差判定値ｔｃよりも小さく、第２の時間差ｔ２１が上記時間差判定値ｔｃを通過する即ち時間差判定値ｔｃよりも小さく、あるいは第３の時間差ｔ３１が時間差判定値ｔｃ×２よりも小さく、しかも、脈波伝播速度ＰＷＶの変化率ＲＰＷＶが、図１８に示すように圧迫圧力値ＰＣ２が下限値たとえば零から増加するに伴って変化率ＲＰＷＶが連続的に増加する領域ｂ内において、予め設定された変化率判定値Ｒｃを通過する即ち変化率判定値Ｒｃよりも小さくなるときの圧迫圧力値ＰＣ２を、前記生体の最低血圧値ＤＢＰとして決定する。

【0040】

図１８は、圧迫帯１２による圧迫下の動脈１６における脈波伝播速度ＰＷＶ［m/sec］の対数値ｌｏｇＰＷＶと圧迫圧力値ＰＣ２［mmHg］との関係を示す図である。図１８に示すように、脈波伝播速度ＰＷＶの対数値ｌｏｇＰＷＶは、圧迫圧力値ＰＣ２が零から増加するに伴って、零から最低血圧値ＤＢＰ付近までは連続的に緩やかに減少し、最低血圧値ＤＢＰを超えた付近で連続的に急激に減少した後、最高血圧値ＳＢＰに向けて連続的に緩やかに減少する。すなわち脈波伝播速度ＰＷＶは圧迫圧力値ＰＣ２が大きくなるほど遅くなる。また、図中に矢印ｂで示す領域においては、圧迫圧力値ＰＣ２が零から増加するに伴って脈波伝播速度ＰＷＶの対数値ｌｏｇＰＷＶの変化率ＲＰＷＶ（曲線の傾き）が連続的に増加する。圧迫圧力値ＰＣ２が最低血圧値ＤＢＰに一致するときの脈波伝播速度ＰＷＶ１は被測定者によって様々であるが、圧迫圧力値ＰＣ２が最低血圧値ＤＢＰに一致するときの脈波伝播速度ＰＷＶの変化率ＲＰＷＶすなわち変化率判定値Ｒｃは、被測定者に拘わらず同様な値となる。変化率判定値Ｒｃは、予め実験的に求められた図１８に示すような関係から決定される。

【0041】

図１９は、下流側膨張袋２６および中間膨張袋２４からの脈波信号間の時間差すなわち第１の時間差ｔ３２と、圧迫圧力値ＰＣ２との関係を示す図である。図１９に示すように、下流側膨張袋２６と中間膨張袋２４との間の脈波伝播時間に相当する第１の時間差ｔ３２は、圧迫圧力値ＰＣ２が最低血圧値ＤＢＰとなるときに時間差判定値ｔｃとなる。時間差判定値ｔｃは、予め実験的に求められた図１９に示すような関係から決定される。

【0042】

図２０、図２１および図２２は、上記電子制御装置７０の制御作動の要部を説明するフローチャートおよびタイムチャートである。図示しない電源スイッチが投入されると、図２２の時間ｔ０に示す初期状態とされる。この状態では、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３、および急速排気弁５２は常開弁であるため開状態（非作動状態）とされ、排気制御弁５４は常閉弁であるため閉状態（非作動状態）とされ、また、空気ポンプ５０は非作動状態とされている。

【0043】

次いで、図示しない起動操作装置が操作されて自動血圧測定装置１４の測定動作が開始されると、先ず、前記カフ圧制御手段８２に対応する図２０のステップ（以下、「ステップ」を省略する）Ｓ１においては、圧迫帯１２の圧迫圧力値が昇圧される。具体的には、図２２に示すように、急速排気弁５２が閉状態とされるとともに、空気ポンプ５０が作動状態とされてその空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により主配管５６内およびそれに連通された膨張袋２２、２４、および２６内の圧力が急速に高められる。そして、圧迫帯１２による上腕１０の圧迫が開始される。

【0044】

上記Ｓ１に次いで、前記カフ圧制御手段８２に対応するＳ２においては、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧信号ＰＫ２に基づいて、その圧迫圧力値ＰＣ２が予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭ（たとえば１８０ｍｍＨｇ）以上であるか否かが判定される。図２２の時間ｔ１より前の時点では、上記Ｓ２の判定が否定されて図２０のＳ１以下が繰り返し実行される。しかし、図２２の時間ｔ１時点では、上記Ｓ２の判定が肯定される。

【0045】

上記のようにＳ２の判定が肯定されると、前記カフ圧制御手段８２に対応するＳ３において、空気ポンプ５０の作動が停止される。そして、昇圧させた膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣ１、ＰＣ２、およびＰＣ３が例えば３〜５ｍｍＨｇ／ｓｅｃに予め設定された徐速降圧速度でそれぞれ同時に降圧するように排気制御弁５４が作動させられ、徐速排気が開始される。このとき、膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣの降圧量がたとえば１〜１０ｍｍＨｇの範囲内の所定量となるように排気制御弁５４が制御され、その所定量の除速降圧毎に上記圧迫圧力値ＰＣがそれぞれ所定時間保持されるように第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、および第３開閉弁Ｅ３が作動させられる。上記圧迫圧力値ＰＣを保持する場合には第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、および第３開閉弁Ｅ３がそれぞれ閉状態とされる。図２２の時間ｔ２は上記徐速排気の開始時点であり、また時間ｔ２〜ｔ３の間は上記圧迫圧力値ＰＣがそれぞれ所定時間保持されている時間である。

【0046】

Ｓ３に次いで、前記信号値決定手段８４に対応するＳ４では、圧迫圧力値ＰＣ１、ＰＣ２、およびＰＣ３がそれぞれ所定時間保持される間に、第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２、および第３圧力センサＴ３からの出力信号に対して数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するローパスフィルタ処理またはバンドパスフィルタ処理がそれぞれ為されることにより膨張袋２２、２４、および２６からの脈波を示す第１脈波信号ＳＭ１、第２脈波信号ＳＭ２、および第３脈波信号ＳＭ３が抽出され且つ記憶されるとともに、第２圧力センサＴ２からの出力信号に対してローパスフィルタ処理が為されることによりＡＣ成分が除去された中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧信号ＰＫ２が抽出される。そして、それらが互いに関連付けられて記憶される。たとえば図６〜図１１は、上記抽出されて記憶される第１脈波信号ＳＭ１、第２脈波信号ＳＭ２、および第３脈波信号ＳＭ３を例示する図である。

【0047】

また、上記Ｓ４では、上記第１脈波信号ＳＭ１、第２脈波信号ＳＭ２、および第３脈波信号ＳＭ３が、それに対応するカフ圧信号ＰＫ２と共に記憶される。

【0048】

上記Ｓ４に次いで、前記カフ圧制御手段８２に対応するＳ５では、上記圧迫圧力値ＰＣがそれぞれ所定時間保持される間に、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２を示すカフ圧信号ＰＫ２に基づいて上記圧迫圧力値ＰＣ２が予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥ（たとえば３０ｍｍＨｇ）以下であるか否かが判定される。図２２の時間ｔ１１より前の時点では、上記Ｓ５の判定が否定されて図２０のＳ３以下が繰り返し実行される。しかし、図２２の時間ｔ１１時点では、上記Ｓ５の判定が肯定される。

【0049】

上記のようにＳ５の判定が肯定されると、前記カフ圧制御手段８２に対応するＳ６において、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６内の圧力がそれぞれ大気圧まで排圧させられるように急速排気弁５２が作動させられる。図２２の時間ｔ１１以降はこの状態を示す。

【0050】

上記Ｓ６に次いで、前記最高血圧値決定手段８８に対応するＳ７では、最高血圧値決定のために用いられる脈波データが、例えば１００ｍｍＨｇ程度以上の予め設定された下限値以上の脈波データに限定されるとともに、１拍内では第１脈波信号ＳＭ１の変曲点ｂ１以降の脈波データすなわち実際のデータを示す図２３乃至図２６において変曲点ｂ１より右側に示されるデータに限定される。図２３は、圧迫帯１２による圧迫圧力が最高血圧値ＳＢＰに至る前の第１脈波信号ＳＭ１および第２脈波信号ＳＭ２と、それらから算出される第１信号比Ｒ２１（＝Ａ２／Ａ１）とを示し、図２４は、圧迫帯１２による圧迫圧力が最高血圧値ＳＢＰに至る前の第２脈波信号ＳＭ２および第３脈波信号ＳＭ３と、それらから算出される第２信号比Ｒ３２（＝Ａ３／Ａ２）とを示し、図２５は、圧迫帯１２による圧迫圧力が最高血圧値ＳＢＰに至ったときの第１脈波信号ＳＭ１および第２脈波信号ＳＭ２とそれらから算出される第１信号比Ｒ２１（＝Ａ２／Ａ１）とを示し、図２６は、圧迫帯１２による圧迫圧力が最高血圧値ＳＢＰに至ったときの第２脈波信号ＳＭ２および第３脈波信号ＳＭ３と、それらから算出される第２信号比Ｒ３２（＝Ａ３／Ａ２）とを示している。

【0051】

次いで、前記最高血圧値決定手段８８に対応するＳ８では、圧迫圧力毎に読み込まれた第１脈波信号ＳＭ１、第２脈波信号ＳＭ２、および第３脈波信号ＳＭ３から、それらのサンプリング値Ａ１、Ａ２、Ａ３が算出される。また、前記最高血圧値決定手段８８に対応するＳ９では、それらサンプリング値Ａ１、Ａ２、Ａ３から、第１信号比Ｒ２１（＝Ａ２／Ａ１）、第２信号比Ｒ３２（＝Ａ３／Ａ２）が算出される。次いで、前記最高血圧値決定手段８８に対応するＳ１０では、第１信号比Ｒ２１のたとえば変曲点ｂ１以降の立上がり幅がたとえば０．２程度に設定された第１信号比変化判定値ＲＲ１を超え、且つ、第２信号比Ｒ３２のたとえば変曲点ｂ１以降の立上がり幅がたとえば０．２程度に設定された第２信号比変化判定値ＲＲ２を超えたか否かが判定される。当初は、圧迫帯１２による圧迫圧力が最高血圧値ＳＢＰに至る前であるので、図２３および図２４に示すように、第１信号比Ｒ２１の変曲点ｂ１以降の立ち上がり幅が０．０５程度であり、第２信号比Ｒ３２の変曲点ｂ１以降の立上がり幅が０．０５程度であるため、上記Ｓ１０の判断が否定される。

【0052】

このようにＳ１０の判定が否定される場合は、次の圧迫圧力に対応する第１脈波信号ＳＭ１、第２脈波信号ＳＭ２、および第３脈波信号ＳＭ３についてＳ８以下が繰り返し実行される。このＳ８乃至Ｓ１０が繰り返し実行されるうち、圧迫帯１２による圧迫圧力が最高血圧値ＳＢＰに至ると、図２５および図２６に示すように、第１信号比Ｒ２１の変曲点ｂ１以降の立ち上がり幅が０．５５程度に急増し、第２信号比Ｒ３２の変曲点ｂ１以降の立上がり幅が０．４５程度に急増するため、上記Ｓ１０の判断が肯定される。このようにＳ１０の判定が肯定されると、Ｓ１１において、そのときに用いられた第１脈波信号ＳＭ１、第２脈波信号ＳＭ２、および第３脈波信号ＳＭ３が採取された圧迫圧力が最高血圧値ＳＢＰとして決定される。

【0053】

上記Ｓ１１に次いで、前記最低血圧値決定手段９０に対応する図２１のＳ１２では、最低血圧値決定のために用いられる脈波データの圧迫圧力範囲が、例えば１００ｍｍＨｇ程度の上限値以下に限定される。

【0054】

上記Ｓ１２に次いで、前記最低血圧値決定手段９０に対応するＳ１３では、Ｓ１２で限定された圧迫圧力範囲内で一番大きい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点に対応する上流側膨張袋２２からの第１脈波信号ＳＭ１に基づいて、その第１脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点ａ１の時間ｔａ１を決定する。この時間ｔａ１は血圧測定が開始されてからの時間である。また、Ｓ１３が２回目以降である場合には、前回のＳ１５での圧迫圧力値ＰＣ２に次いで小さい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点に対応する上流側膨張袋２２からの第１脈波信号ＳＭ１に基づいて、その第１脈波信号ＳＭ１の立ち上がり点ａ１の時間ｔａ１を決定する。

【0055】

また、Ｓ１３では、それが最初に実行される場合、上記Ｓ１２で限定された圧迫圧力範囲内で一番大きい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点における中間膨張袋２４からの第２脈波信号ＳＭ２に基づいて、その第２脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点ａ２の時間ｔａ２が決定される。この時間ｔａ２は血圧測定が開始されてからの時間である。また、Ｓ１３が２回目以降である場合には、前回のＳ１３での圧迫圧力値ＰＣ２に次いで小さい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点に対応する中間膨張袋２４からの第２脈波信号ＳＭ２に基づいて、その第２脈波信号ＳＭ２の立ち上がり点ａ２の時間ｔａ２が決定される。

【0056】

さらに、Ｓ１３では、それが最初に実行される場合、Ｓ１２で限定された圧迫圧力範囲内で一番大きい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点における下流膨張袋２６からの第３脈波信号ＳＭ３に基づいて、その第３脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点ａ３の時間ｔａ３が決定される。この時間ｔａ３は血圧測定が開始されてからの時間である。また、そのＳ１３が２回目以降である場合には、前回のＳ１３での圧迫圧力値ＰＣ２に次いで小さい圧迫圧力値ＰＣ２をもつ測定点に対応する下流側膨張袋２６からの第３脈波信号ＳＭ３に基づいて、その第３脈波信号ＳＭ３の立ち上がり点ａ３の時間ｔａ３が決定される。

【0057】

前記最低血圧値決定手段９０に対応するＳ１４では、直前のＳ１３で決定された時間ｔａ１〜ｔａ３に基づいて、時間ｔａ２と時間ｔａ１との差から第２の時間差ｔ２１（＝ｔａ２−ｔａ１）が算出され、また、時間ｔａ３と時間ｔａ２との差から第１の時間差ｔ３２（＝ｔａ３−ｔａ２）が算出される。また、上記算出された第１の時間差ｔ３２を中間膨張袋２４と下流側膨張袋２６との幅方向の距離で除して脈波伝播速度ＰＷＶが算出され、続いて、図１８に示されるような圧迫圧力値軸と脈波伝播速度軸との二次元座標内に示される脈波伝播速度ＰＷＶと圧迫圧力値ＰＣ２との関係を示す曲線の接線の傾きから、中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２に対する脈波伝播速度ＰＷＶの変化率ＲＰＷＶが算出される。

【0058】

次いで、前記最低血圧値決定手段９０に対応するＳ１５では、第１の時間差ｔ３２が予め設定された時間差判定値ｔｃよりも小さく、第２の時間差ｔ２１が上記時間差判定値ｔｃよりも小さく、且つ脈波伝播速度ＰＷＶの変化率ＲＰＷＶが、図１８に矢印ｂで示すように圧迫圧力値ＰＣ２が下限値たとえば零から増加するに伴って変化率ＲＰＷＶが連続的に増加する領域において、予め設定された変化率判定値Ｒｃよりも小さいか、否かが判定される。

【0059】

上記Ｓ１５の判定が否定される場合には、Ｓ１３以下が繰り返し実行される。そして、上記Ｓ１５の判定が肯定される場合には、前記最低血圧値決定手段９０に対応するＳ１６において、直前のＳ１３で用いられた第２脈波信号ＳＭ２に対応する中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２と、上記直前のＳ１３よりも１つ前に実行されたＳ１３で用いられた脈波信号ＳＭ２’に対応する中間膨張袋２４の圧迫圧力値ＰＣ２’とに基づいて、直線補完により生体の最低血圧値ＤＢＰが決定される。

【0060】

そして、Ｓ１７において、表示装置７８に生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰが表示されて、本ルーチンが終了させられる。

【0061】

上述のように、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、圧迫帯１２は、幅方向に連ねられて生体の被圧迫部位である上腕１０を各々圧迫する独立した気室を有する複数の上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６を有するものであり、上流側膨張袋２２からの第１脈波信号ＳＭ１のサンプリング値Ａ１に対する中間膨張袋２４のサンプリング値Ａ２の比である第１信号比Ｒ２１（＝Ａ２／Ａ１）が第１信号比変化判定値ＲＲ１を超え、且つ、中間膨張袋２４からの第２脈波信号ＳＭ２のサンプリング値Ａ２に対する下流側膨張袋２６からの第３脈波信号ＳＭ３のサンプリング値Ａ３の比である第２信号比Ｒ３２（＝Ａ３／Ａ２）が第２信号比変化判定値ＲＲ２を超えたときに、そのときに用いられた第１脈波信号ＳＭ１、第２脈波信号ＳＭ２、第３脈波信号ＳＭ３が得られたときの圧迫圧力に基づいて最高血圧値ＳＢＰが決定される。このため、相互間が圧力変動に関して独立状態とされた複数の膨張袋２２、２４、および２６から上腕１０の動脈１６に圧迫圧力を均等な圧力分布で加えることで正確な脈波信号ＳＭが得られるので、それら脈波信号ＳＭ間の第１信号比Ｒ２１、第２信号比Ｒ３２に基づいて精度の高い最高血圧値ＳＢＰが得られる。また、上記第１信号比Ｒ２１、第２信号比Ｒ３２は、圧迫帯１２による圧迫圧力が生体の最高血圧値ＳＢＰ付近に到達すると急激に増加する性質があることから、その急激な増加を上記信号比変化判定値ＲＲ１、ＲＲ２を用いて判定することにより、精度の高い最高血圧値ＳＢＰが得られる。

【0062】

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、圧迫帯１２は、被圧迫部位の長手方向に所定間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋２２および前記下流側膨張袋２６と、被圧迫部位の長手方向において連なるように上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の間に配置され、それら上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６とは独立した気室を有する中間膨張袋２４とを有するものであることから、被圧迫部位の長手方向において連なり相互間が圧力変動に関して独立状態とされた上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６から生体の被圧迫部位内の動脈１６に圧迫圧力が均等な圧力分布で加えられることで正確な脈波が得られるので、それら脈波間の第１信号比Ｒ２１、第２信号比Ｒ３２に基づいて精度の高い最高血圧値ＳＢＰが得られる。

【0063】

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、昇圧させた圧迫帯１２の圧迫圧力値を、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６により被圧迫部位を同じ圧力で圧迫する状態で降圧させる過程において、上流側膨張袋２２からの第１脈波ＳＭ１のサンプリング値Ａ１で中間膨張袋２４からの第２脈波ＳＭ２のサンプリング値Ａ２を除した値である第１信号比Ｒ２１が予め設定された第１信号比変化判定値ＲＲ１を超え、および／または、中間膨張袋２４からの第２脈波ＳＭ２のサンプリング値Ａ２で下流側膨張袋２６からの第３脈波ＳＭ３のサンプリング値Ａ３を除した値である第２信号比Ｒ３２が予め設定された第２信号比変化判定値ＲＲ２を超えたときの中間膨張袋２４の圧迫圧力値が、生体の最高血圧値ＳＢＰとして決定される。そのため、被圧迫部位内の動脈１６の血流が上流側膨張袋２２下は通るが中間膨張袋下２４および／または下流側膨張袋下２６は通らない状態と、被圧迫部位内の動脈１６の血流が中間膨張袋２４下および下流側膨張袋２６下を共に通る状態とを区別し、被圧迫部位内の動脈１６の血流が上側膨張袋２２下と中間膨張袋２４下および／または下流側膨張袋２６下を共に通る状態になったときの圧迫帯１２の圧迫圧力値を生体の最高血圧値ＳＢＰとして決定するので、精度の高い最高血圧値ＳＢＰが得られる。

【0064】

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、昇圧させた圧迫帯１２の圧迫圧力値を、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６により被圧迫部位を同じ圧力で圧迫する状態で降圧させる過程において、上流側膨張袋２２からの第１脈波ＳＭ１のサンプリング値Ａ１で下流側膨張袋２６からの第３脈波ＳＭ３のサンプリング値Ａ３を除した値である第３信号比Ｒ３１が予め設定された第３信号比変化判定値ＲＲ３を超えたときの中間膨張袋２４の圧迫圧力値を、生体の最高血圧値ＳＢＰとして決定する。そのため、被圧迫部位内の動脈の血流１６が上流側膨張袋２２下は通るが下流側膨張袋２６下は通らない状態と、被圧迫部位内の動脈１６の血流が上流側膨張袋２２下および下流側膨張袋２６下を共に通る状態とを区別し、被圧迫部位内の動脈１６の血流が上流側膨張袋２２下および下流側膨張袋２６下を共に通る状態になったときに幅方向において均等な圧力分布の中間膨張袋２４の圧迫圧力値を、生体の最高血圧値として決定するので、精度の高い最高血圧値ＳＢＰが得られる。

【0065】

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、複数の膨張袋２２、２４、および２６内の圧力を検出する圧力センサＴ１、Ｔ２、およびＴ３を備え、上腕１０に巻き付けられた圧迫帯１２の膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣをその上腕１０内の動脈１６を止血するのに十分な値まで昇圧させた後、各圧迫圧力値ＰＣをそれぞれ同時に降圧させる過程において、たとえば１〜１０ｍｍＨｇの範囲内の所定量の除速降圧毎に上記各圧迫圧力値ＰＣを所定時間保持し、その所定時間内に第１膨張袋２２、第２膨張袋２４、および第３膨張袋２６内の圧力振動である脈波を示す第１脈波信号ＳＭ１、第２脈波信号ＳＭ２、および第３脈波信号ＳＭ３を検出することから、各圧迫圧力値ＰＣが一定であるときに各々の第１脈波信号ＳＭ１、第２脈波真吾ＳＭ２、およびＳＭ３が検出されるので、正確な脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３を得ることができる。また、上記所定時間内に複数の脈波を検出し、それら複数の脈波の平均値に基づいて最高血圧値が決定される場合には、より精度の高い最高血圧値が得られる。

【0066】

また、本実施例の自動血圧測定装置１４によれば、上流側膨張袋２２からの脈波を表す脈波信号ＳＭ１のサンプリング値Ａ１、中間膨張袋２４からの脈波を表す脈波信号ＳＭ２のサンプリング値Ａ２、および下流側膨張袋２６からの脈波を表す脈波信号ＳＭ３のサンプリング値Ａ３は、生体の一脈拍内で該脈拍周期よりも短いサンプリング周期で逐次得られたものであり、信号比Ｒ２１、Ｒ３２、Ｒ３１は、脈拍周期よりも短いサンプリング周期で逐次得られた上流側膨張袋２２からの脈波のサンプリング値Ａ１、中間膨張袋２４からの脈波のサンプリング値Ａ２、および下流側膨張袋２６からの脈波のサンプリング値Ａ３から逐次算出されたものであることから、一脈拍内で逐次求められた信号比Ｒ２１、Ｒ３２、Ｒ３１に基づいて、その急激な増加を信号比変化判定値ＲＲ１、ＲＲ２、ＲＲ３を用いて判定することにより、精度の高い最高血圧値が得られる。

【0067】

以上、本発明の一実施例を図面を参照して詳細に説明したが、本発明はこの実施例に限定されるものではなく、別の態様でも実施され得る。

【0068】

例えば、昇圧目標圧力値ＰＣＭおよび測定終了圧力値ＰＣＥは必ずしも予め設定されなくてもよい。例えば、自動血圧測定装置１４の電源スイッチが投入されてからオペレータにより入力された前回測定の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰに基づいて、上記入力された最高血圧値ＳＢＰに所定値（例えば３０ｍｍＨｇ）を足した値に昇圧目標圧力値ＰＣＭを設定し、上記入力された最低血圧値ＤＢＰに所定値（例えば３０ｍｍＨｇ）を引いた値に測定終了圧力値ＰＣＥを設定してもよい。または、カフ圧制御手段８２による急速昇圧時（図１８の時間ｔ１〜ｔ２の間）に例えば中間膨張袋２４からの脈波信号ＳＭ２を抽出してエンベロープを作成し、そのエンベロープに基づいてよく知られたオシロメトリックアルゴリズムに従って生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを予測し、昇圧目標圧力値ＰＣＭがその予測された最高血圧値ＳＢＰに所定値（例えば２０ｍｍＨｇ）を足した値となるように設定し、測定終了圧力値ＰＣＥが上記予測された最低血圧値ＤＢＰに所定値（例えば２０ｍｍＨｇ）を引いた値となるように設定してもよい。

【0069】

また、カフ圧制御手段８２による徐速降圧過程において膨張袋２２、２４、および２６の圧迫圧力値ＰＣが所定時間保持される間には、信号値決定手段８４により上記膨張袋２２、２４、および２６からの脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３が複数拍採取され、それら複数迫分の脈波信号ＳＭの平均値に基づいて最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰが決定されてもよい。この場合には、より精度の高い血圧値が得られる。

【0070】

また、血圧測定時においては、昇圧目標圧力値ＰＣＭまで昇圧した後、必ずしも圧迫圧力値ＰＣを予め設定された徐速降圧速度でステップ的に降圧する必要はない。すなわち、圧迫圧力値ＰＣは連続的に降圧させられてもよい。また、血圧値測定付近だけ除速降圧とし、他の区間は急速降圧として測定時間を短くしてもよい。

【0071】

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

【0072】

また、圧迫帯１２が備える膨張袋は３つに限らず、４つ以上であってもよい。

【0073】

また、前述の実施例では、相互に同期した脈波信号ＳＭ１、ＳＭ２、およびＳＭ３のサンプリング値Ａ１、Ａ２、およびＡ３から、それらのサンプリング値Ａ１、Ａ２、Ａ３が、一脈波内において、脈拍周期よりも十分に短いサンプリング周期たとえば数ミリ秒乃至数十ミリ秒の周期毎に逐次決定され、それらサンプリング値Ａ１、Ａ２、Ａ３から、第１信号比Ｒ２１（＝Ａ２／Ａ１）、第２信号比Ｒ３２（＝Ａ３／Ａ２）、第３信号比Ｒ３１（＝Ａ３／Ａ１）が算出され、第１信号比Ｒ２１が予め設定された第１信号比変化判定値ＲＲ１を越えたこと、および／または、上記第２信号比Ｒ３２が予め設定された第２信号比変化判定値ＲＲ２を越えたこと、或いは、第３信号比Ｒ３１が予め設定された第３信号比変化判定値ＲＲ３を越えたことに基づいて最高血圧値ＳＢＰが決定されていた。しかし、この最高血圧を決定するに際して、第１信号比Ｒ２１（＝Ａ２／Ａ１）、第２信号比Ｒ３２（＝Ａ３／Ａ２）、あるいは第３信号比Ｒ３１（＝Ａ３／Ａ１）の変化を大きくして判定を容易とするため、脈波信号ＳＭ１より後たとえば１拍後に発生した脈波信号ＳＭ２あるいはＳＭ３のサンプリング値Ａ２あるいはＡ３が信号比を求めるために用いられてもよい。

【0074】

なお、上述したのはあくまでも一実施形態であり、その他一々例示はしないが、本発明は、その主旨を逸脱しない範囲で当業者の知識に基づいて種々変更、改良を加えた態様で実施することができる。

【符号の説明】

【0075】

１０：上腕（被圧迫部位）
１２：圧迫帯
１４：自動血圧測定装置
１６：動脈
２２：上流側膨張袋
２４：中間膨張袋（上流側膨張袋または下流側膨張袋）
２６：下流側膨張袋
Ａ１、Ａ２、Ａ３：サンプリング値
ＰＣ１、ＰＣ２、ＰＣ３：圧迫圧力値
ＲＲ１：第１信号比変化判定値
ＲＲ２：第２信号比変化判定値
ＲＲ３：第３信号比変化判定値
ＳＢＰ：最高血圧値（血圧値）
ＳＭ１、ＳＭ２、ＳＭ３：脈波信号（脈波）
Ｔ１：第１圧力センサ
Ｔ２：第２圧力センサ
Ｔ３：第３圧力センサ
Ｒ２１：第１信号比（信号比）
Ｒ３２：第２信号比（信号比）
Ｒ３１：第３信号比（信号比）

【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】

【図15】

【図16】

【図17】

【図18】

【図19】

【図20】

【図21】

【図22】

【図23】

【図24】

【図25】

【図26】