特開 2023-158983 血圧測定装置

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】P2023158983

(43)【公開日】2023-10-31

(54)【発明の名称】血圧測定装置

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/022 20060101AFI20231024BHJP

   A61B 5/02 20060101ALI20231024BHJP

【ＦＩ】

A61B5/022 400H

A61B5/02 310V

【審査請求】未請求

【請求項の数】9

【出願形態】ＯＬ

(21)【出願番号】P 2022069105

(22)【出願日】2022-04-19

(71)【出願人】

【識別番号】522193547

【氏名又は名称】株式会社エー・アンド・デイ

(71)【出願人】

【識別番号】510094724

【氏名又は名称】国立研究開発法人国立循環器病研究センター

(74)【上記1名の代理人】

【識別番号】110003100

【氏名又は名称】弁理士法人池田国際特許事務所

(72)【発明者】

【氏名】長谷部 直嵩

(72)【発明者】

【氏名】諸留 昇平

(72)【発明者】

【氏名】古越 雅貴

(72)【発明者】

【氏名】上村 和紀

【テーマコード（参考）】

4C017

【Ｆターム（参考）】

4C017AA08

4C017AA09

4C017AB01

4C017AC03

4C017BC11

4C017BD04

4C017FF08

(57)【要約】

【課題】高精度で拡張期血圧を推定することができる血圧測定装置を提供する。
【解決手段】拡張期血圧推定式（５）を導く線形回帰直線式（２）に含まれる切片βおよび傾きαは、（４）式に示すように相互に一定の線形関係にあって被測定者に影響されないため、被測定者の個々の生体的特徴に影響され難いので、拡張期血圧値ＤＡＰｅを高精度で測定できる。また、脈波伝播速度ＰＷＶを用いる血圧推定を行う従来のもののように、キャリブレーションを行なう必要がない利点がある。
【選択図】図５

【特許請求の範囲】

【請求項1】

被測定者の被圧迫部位の動脈血管を圧迫する圧迫帯による圧迫圧と、前記被圧迫部位を通る動脈血管の脈波伝播速度の２乗値とを用いて前記被測定者の拡張期血圧を推定する血圧測定装置であって、
前記圧迫帯による圧迫下において、前記被圧迫部位の脈波伝播速度ＰＷＶを測定する脈波伝播速度測定部と、
前記脈波伝播速度の２乗値の対数と前記動脈血管の貫壁圧との間の予め求められた線形回帰直線式からの変換式から、前記の圧迫圧と前記圧迫圧において測定された前記被圧迫部位の脈波伝播速度とに基づいて、前記線形回帰直線式の傾きαを算出する傾き算出部と、
前記線形回帰直線式に含まれる切片βと傾きαとの間の予め記憶された線形関係から、前記線形回帰直線式の傾きαに基づいて前記線形回帰直線式の切片βを算出する切片算出部と、
前記線形回帰直線式からの変換式に、前記貫壁圧を表す拡張期血圧から差し引くところの前記圧迫圧、前記被圧迫部位の脈波伝播速度、前記傾き算出部において算出された前記線形回帰直線式の傾き、および前記切片算出部において算出された前記切片を代入して、拡張期血圧推定式を設定する拡張期血圧推定式設定部と、
前記拡張期血圧推定式から、実際の前記圧迫圧Ｐｃおよび前記被圧迫部位の脈波伝播速度ＰＷＶに基づいて前記被測定者の拡張期血圧ＤＡＰを推定する拡張期血圧推定部とを、含む
ことを特徴とする血圧測定装置。

【請求項2】

前記線形回帰直線式は、次式（２）で表されるものである
ことを特徴とする請求項１の血圧測定装置。
Ｐｔ＝α・ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）＋β ・・・ （２）
但し、Ｐｔは貫壁圧（＝拡張期血圧ＤＡＰ－圧迫圧Ｐｃ）、ＰＷＶは脈波伝播速度である。

【請求項3】

前記線形回帰直線式からの変換式は、次式（３）で表されるものである
ことを特徴とする請求項１の血圧測定装置。
－Ｐｃ＝α・ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）＋（β－ＤＡＰ） ・・・ （３）

【請求項4】

前記予め記憶された線形関係は、次式（４）により表されるものである
ことを特徴とする請求項１の血圧測定装置。
β＝γ・α＋δ ・・・ （４）
但し、γは上記線形関係の傾きを示す定数、δは上記線形関係の切片を示す定数である。

【請求項5】

前記拡張期血圧推定式は、次式（５）で表されるものである
ことを特徴とする請求項１の血圧測定装置。
ＤＡＰｅ＝α・ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）＋（β＋Ｐｃ） ・・・ （５）
但し、ＤＡＰｅは推定血圧値である。

【請求項6】

前記拡張期血圧推定部は、前記拡張期血圧推定式から、前記圧迫帯による複数種類の圧迫圧毎に、実際の前記圧迫圧および前記被圧迫部位の脈波伝播速度に基づいて前記被測定者の拡張期血圧を推定し、前記複数種類の圧迫圧毎に得られた拡張期血圧の平均値を、拡張期血圧として推定するものである
ことを特徴とする請求項１の血圧測定装置。

【請求項7】

前記拡張期血圧推定部は、前記被測定者の拡張期血圧よりも低い、前記圧迫帯による圧迫圧において、実際の前記圧迫圧および前記被圧迫部位の脈波伝播速度に基づいて前記被測定者の拡張期血圧を推定するものである
ことを特徴とする請求項１の血圧測定装置。

【請求項8】

前記動脈血管に沿って相互に所定距離だけ離隔した２位置に配置されて脈波を検出する一対の脈波センサを備え、前記脈波伝播速度は、前記一対の脈波センサによりそれぞれ検出された脈波の時間差と前記所定距離とに基づいて算出されるものである
ことを特徴とする請求項１の血圧測定装置。

【請求項9】

前記圧迫帯による圧迫圧を生体の拡張期血圧よりも低いモニタ圧に維持する圧迫圧制御部と、前記モニタ圧が維持されている期間において測定された前記脈波伝播速度が予め設定された変動判定範囲から外れたことに基づいて血圧変動の発生を判定する血圧変動判定部とを備え、
前記拡張期血圧推定部は、前記血圧変動判定部により血圧変動の発生が判定されたときに、前記拡張期血圧推定式から、実際の前記圧迫圧および前記被圧迫部位の脈波伝播速度に基づいて前記被測定者の拡張期血圧を推定する
ことを特徴とする請求項１の血圧測定装置。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、生体の一部である被圧迫部位に巻き付けられる圧迫帯を備え、前記圧迫帯による圧迫圧及び圧迫部位を通る動脈血管の脈波伝播速度に基づいて生体の拡張期（最低）血圧を推定する血圧測定装置および血圧測定方法に関するものである。

【背景技術】

【0002】

通常、診療においてよく用いられているコロトコフ音聴診法による血圧測定では、たとえば上腕に装着した圧迫帯を用い、圧迫帯の圧迫圧を変化させる過程で心拍に同期して発生する血管音（コロトコフ音）の発生時及び消滅時の圧迫圧Ｐｃに基づいて、収縮期血圧値ＳＡＰ及び拡張期血圧値ＤＡＰが決定される。この聴診法により決定された収縮期血圧値ＳＡＰ及び拡張期血圧値ＤＡＰは、医療従事者の間で最も信頼されている。この聴診法による血圧測定では専門性が高いので、在宅や非医療機関等での日常的な血圧把握には、操作が簡単なオシロメトリック法により血圧値を決定する自動血圧測定装置を用いることが一般的である。

【0003】

オシロメトリック法では、聴診法と同様の圧迫帯を用い、収縮期（最高）血圧値よりも高い圧まで加圧後に降圧させる過程で、圧迫帯の圧迫圧に重畳する微小変動成分であるカフ脈波（容積脈波）を抽出し、実験的或いは経験的に予め定められたしきい値を適用して、そのカフ脈波の振幅が急激に変化したときの圧迫帯の圧力を、収縮期血圧および拡張期血圧としている。そして、聴診法とオシロメトリック法との間の物理的関係性は明確でないため、それら収縮期血圧および拡張期血圧の決定に際してカフ脈波の振幅が急激に変化したことの判定に用いられるしきい値は、平均血圧値ＭＡＰに対応する圧迫圧にて認められる最大値を基準とした定数を用いて予め設定され、聴診法による測定値に整合するようにされている。たとえば、特許文献１、非特許文献１に記載された血圧測定装置がそれである。

【0004】

他の血圧値推定方法としては、生体の血圧値と生体の脈波伝播速度との予め設定された関係から、心電のＲ波の発生時点から圧迫帯の圧迫圧から得られた脈波の発生時点との時間差（脈波伝播時間）から脈波伝播速度を算出し、予め設定された関係からその実際の脈波伝播速度に基づいて生体の血圧値を推定する方法が知られている。たとえば、特許文献２に記載された血圧監視装置がそれである。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0005】

【特許文献1】特開２０１２－０７１０５９号公報

【特許文献2】特開２０００－１１６６０８号公報

【非特許文献】

【0006】

【非特許文献1】L.A.Geddes, M.Voelz, C.Combs, D.Reiner, C.F.Babbs, ”Characterization of the oscillometric method for measuring indirect blood pressure,”Ann. Biomed Eng., vol. 10, pp. 271-280, 1982

【非特許文献2】F. K. Forster and D. Turney, “Oscillometric determination of diastolic, mean, and systric blood pressure-A numerical model,” J. Biomech. Eng., vol. 108, pp. 359-364, Nov. 1986.

【非特許文献3】Forouzanfar M, Dajani HR, Groza VZ, Bolic M, Ratkin I. “Oscillometlic blood pressure estimation: past, present, and future. “IEEE Rev Biomed Eng 2015;8:44-63.

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0007】

オシロメトリック法による血圧測定に際して、聴診法による測定値に整合するように平均血圧値ＭＡＰを基準とした定数を用いて予め設定されたしきい値が一律に個々の血圧測定に適用されるが、しきい値と実際の血圧値との関係は動脈血管コンプライアンス、脈拍数、脈圧値、動脈脈圧など被測定者による個々の生体的特徴により影響され変わりうるので、血圧測定の精度が低下するという問題があった。このような問題は、非特許文献２において指摘されている。

【0008】

また、心電のＲ波から脈波検出までの時間差に基づいて算出した脈波伝播速度を用いた血圧推定では、心電図のＲ波の発生時点から心臓が血液の駆出を開始するまでの時間（前駆出時間ＰＥＰ：Pre Ejection Period）がその時間差に含まれていて、厳格な脈波伝播時間ＰＴＴではなく、脈波到達時間ＰＡＴ（Pulse Arrival Time）として計測される。このため、脈波伝播速度の算出に誤差が生じ、結果として大きな血圧測定誤差を生じていた。また、心臓からの脈波は、大動脈血管（弾性動脈）を通じて上腕動脈血管（筋性動脈）へ伝播されるが、血管の組成が異なるため、厳密な意味の伝播時間ではなかった。このような問題は、非特許文献３において指摘されている。

【0009】

血圧値の測定誤差が大きい血圧測定装置は、不十分な降圧治療で高血圧が持続したり、過度の降圧治療により低血圧を招く可能性を高くし、血管合併症や認知症の誘発リスクを高めるなどの問題の一因となる。これに対して、血圧値を高精度で測定できる血圧測定装置は、高血圧が持続する不十分な降圧治療を減少させ、過度の降圧治療により低血圧を招く可能性を低くし、血管合併症や認知症の誘発リスクを低減することができる。

【0010】

本発明は以上の事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、被測定者の個々の生体的特徴に影響され難い、拡張期（最低）血圧値を高精度で測定できる血圧測定方法および血圧測定装置を提供することにある。

【課題を解決するための手段】

【0011】

本発明者等は、種々検討するうち、拡張期血圧時点の貫壁圧Ｐｔ（＝拡張期血圧ＤＡＰ－圧迫圧Ｐｃ）が零であるときの動脈血管の断面積Ａｏである動脈血管の断面積Ａと動脈血管の貫壁圧Ｐｔとの関係を数式で表す血管モデル式に、Ｂｒａｍｗｅｌｌ－Ｈｉｌｌの式を適用して得た貫壁圧Ｐｔと脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２との関係を示す理論的な非線形指数関数曲線（式（１））が、ヤギによる実験で得た貫壁圧Ｐｔと脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２との関係を示す指数関数曲線と極めて近似しているという事実を見出した。そして、その指数関数曲線の横軸と縦軸とを入れ替えることで示される関係は、定数ｂや断面積比Ａｏ／Ａｍによらず、対数関係式（２）に高い精度で近似できることを見出した。その対数関係式（２）は、脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２の対数を独立変数と見なすと、傾きαと切片βをもつ線形回帰直線式とみなせ、その傾きαと切片βとの間には、被測定者によらず一定の線形関係式（４）にある点、および、その線形回帰直線式（２）は式（３）のように変形できるので、傾きαは、脈波伝播速度ＰＷＶ^２の対数および圧迫圧Ｐｃの回帰分析から算出でき、その線形回帰直線式の切片βは線形関係式（４）からその傾きαに基づいて算出でき、それら傾きαおよび切片βが適用された拡張期血圧値推定式（５）から、実際の脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２および圧迫圧Ｐｃに基づいて拡張期血圧値ＤＡＰｅを推定できることを見出した。

【0012】

ＰＷＶ^２＝（１／ρ・ｂ）（１／（１－Ａｏ／Ａｍ））・ｅ＾（ｂ・Ｐｔ）
－（１／ρ・ｂ） ・・・ （１）
Ｐｔ＝α・ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）＋β ・・・ （２）
－Ｐｃ＝α・ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）＋（β－ＤＡＰ） ・・・・ （３）
β＝γ・α＋δ ・・・ （４）
ＤＡＰｅ＝α・ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）＋（β＋Ｐｃ） ・・・ （５）

【0013】

すなわち、血管モデル式において、動脈血管の貫壁圧Ｐｔは推定拡張期血圧ＤＡＰe－圧迫圧Ｐｃであるので、動脈血管の貫壁圧Ｐｔと脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２の対数との関係を表す線形回帰直線式（２）は、その貫壁圧Ｐｔについて式（３）のように変形できる。式（３）の傾きαは式（２）と同じで、実測された複数組の圧迫圧Ｐｃおよび脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２の対数を回帰分析することで、傾きαが求められる。このように、個々の被測定者に特有の傾きα自体は、拡張期血圧ＤＡＰが未知であってもつまり貫壁圧Ｐｔが未知であっても算出できる。予め求められた傾きαと切片βとの間で経験的に確立された線形関係（４）に、その算出された傾きαを代入することで個々の被測定者に特有の切片βが求められる。このようにして個々の被測定者に特有の傾きαおよび切片βが求められると、貫壁圧Ｐｔについて式（３）を変形した拡張期血圧推定式（５）で拡張期血圧ＤＡＰｅが表される。これにより、圧迫圧Ｐｃおよび脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２を変数とし且つ傾きαおよび切片βを含む拡張期血圧推定式（５）が設定される。この拡張期血圧値推定式（５）から、実際の被測定者の圧迫部位に対する圧迫圧Ｐｃと被測定者の前記圧迫部位を通る動脈血管内の脈波伝播速度に基づいて、被測定者の拡張期血圧を推定することができる。本発明は、斯かる知見に基づいて為されたものである。

【0014】

第１発明の要旨とするところは、（ａ）被測定者の被圧迫部位の動脈血管を圧迫する圧迫帯による圧迫圧と、前記被圧迫部位を通る動脈血管の脈波伝播速度の２乗値とを用いて前記被測定者の拡張期血圧を推定する血圧測定装置であって、（ｂ）前記圧迫帯による圧迫下において、前記被圧迫部位の脈波伝播速度ＰＷＶを測定する脈波伝播速度測定部と、（ｃ）前記脈波伝播速度の２乗値の対数と前記動脈血管の貫壁圧との間の線形回帰直線式からの変換式から、前記の圧迫圧と前記圧迫圧において測定された前記被圧迫部位の脈波伝播速度とに基づいて、前記線形回帰直線式の傾きαを算出する傾き算出部と、（ｄ）前記線形回帰直線式に含まれる切片βと傾きαとの間の予め記憶された線形関係から、前記線形回帰直線式の傾きαに基づいて前記線形回帰直線式の切片βを算出する切片算出部と、（ｅ）前記線形回帰直線式に、前記貫壁圧を表す拡張期血圧から差し引くところの前記圧迫圧、前記被圧迫部位の脈波伝播速度、前記傾き算出部において算出された前記線形回帰直線式の傾き、および前記切片算出部において算出された前記線形回帰直線式の切片を代入して、拡張期血圧推定式を設定する拡張期血圧推定式設定部と、（ｆ）前記拡張期血圧推定式から、実際の前記圧迫圧Ｐｃおよび前記被圧迫部位の脈波伝播速度ＰＷＶに基づいて前記被測定者の拡張期血圧ＤＡＰを推定する拡張期血圧推定部とを、含むことにある。

【0015】

第２発明の要旨とするところは、第１発明において、前記線形回帰直線式は、前記式（２）で表されるものである。

【0016】

第３発明の要旨とするところは、第１発明又は第２発明において、前記線形回帰直線式からの変換式は、前記式（３）で表されるものである。

【0017】

第４発明の要旨とするところは、第１発明から第３発明のいずれか１の発明において、前記線形関係は、前記式（４）で表されるものである。

【0018】

第５発明の要旨とするところは、第１発明から第４発明のいずれか１の発明において、前記拡張期血圧推定式は、前記式（５）で表されるものである。

【0019】

第６発明の要旨とするところは、第１発明から第５発明のいずれか１の発明において、前記拡張期血圧推定部は、前記拡張期血圧推定式から、前記圧迫帯による複数種類の圧迫圧毎に、実際の前記圧迫圧Ｐｃおよび前記被圧迫部位の脈波伝播速度に基づいて前記被測定者の拡張期血圧をそれぞれ推定し、前記複数種類の圧迫圧毎に推定し得られた拡張期血圧の平均値を、拡張期血圧として決定するものである。

【0020】

第７発明の要旨とするところは、第１発明から第６発明のいずれか１の発明において、前記拡張期血圧推定部は、前記被測定者の拡張期血圧ＤＡＰよりも低く設定された前記圧迫帯による圧迫圧において、実際の前記圧迫圧および前記被圧迫部位の脈波伝播速度ＰＷＶに基づいて前記被測定者の拡張期血圧ＤＡＰを推定するものである。

【0021】

第８発明の要旨とするところは、第１発明から第７発明のいずれか１の発明において、前記動脈血管に沿って相互に所定距離だけ離隔した２位置に配置されて脈波を検出する一対の脈波センサを備え、前記脈波伝播速度は、前記一対の脈波センサによりそれぞれ検出された脈波の時間差と前記所定距離とに基づいて算出されるものである。

【0022】

第９発明の要旨とするところは、第１発明から第８発明のいずれか１の発明において、前記圧迫帯による圧迫圧を生体の拡張期血圧よりも低いモニタ圧に維持する圧迫圧制御部と、前記モニタ圧が維持されている期間において測定された前記脈波伝播速度が予め設定された変動判定範囲から外れたことに基づいて血圧変動の発生を判定する血圧変動判定部とを備え、前記拡張期血圧推定部は、前記血圧変動判定部により血圧変動の発生が判定されたときに、前記拡張期血圧推定式から、実際の前記圧迫圧および前記被圧迫部位の脈波伝播速度に基づいて前記被測定者の拡張期血圧を推定することにある。

【発明の効果】

【0023】

第１発明の血圧測定装置によれば、前記拡張期血圧推定式を導く前記線形回帰直線式に含まれる切片および傾きは、相互に一定の線形関係にあって被測定者に影響されない。このため、被測定者の個々の生体的特徴に影響され難いので、拡張期血圧値を高精度で測定できる。また、脈波伝播速度を用いる血圧推定を行う従来のもののように、被測定者毎にキャリブレーションを行なう必要がない利点がある。

【0024】

第２発明の血圧測定装置によれば、前記動脈血管の物理モデル式を示す予め設定された線形回帰直線式は、前記式（２）で表されるものである。その線形回帰直線式は、貫壁圧が零であるときの血管断面積が零よりも大きく、貫壁圧の増加に伴って血管断面積が増加して飽和する、実際の血管の挙動を示す、動脈血管の物理モデル式（ａ１）と、Ｂｒａｍｗｅｌｌ－Ｈｉｌｌの式（ａ３）とに基づくので、拡張期（最低）血圧値を高精度で測定できる。

【0025】

第３発明の血圧測定装置によれば、前記線形回帰直線式からの変換式は、前記式（３）で表されるものである。その変換式（３）に基づけば、実測で得られる脈波伝播速度の二乗の対数と圧迫圧とを線形回帰分析することで、拡張期血圧および切片が未知であっても、傾きを算出することができる。

【0026】

第４発明の血圧測定装置によれば、前記線形関係は、前記式（４）で表されるものである。その線形関係は、前記線形回帰直線式に含まれる切片および傾きが、個々によらず相互に一定の線形関係にあることを示し、その関係は被測定者に影響されない。このため、被測定者の個々の生体的特徴に影響を受けないで、拡張期血圧値を高精度で測定できる。

【0027】

第５発明の血圧測定装置によれば、前記拡張期血圧推定式は、前記式（５）で表されるものである。その拡張期血圧推定式は、測定可能な圧迫圧および脈波伝播速度と、それら２つの測定可能な変数から算出される前記線形回帰直線式に含まれる切片および傾きとを変数とする式であるので、測定された２つの変数を代入および演算することで、前記被測定者の拡張期血圧を推定することができる。

【0028】

第６発明の血圧測定装置によれば、前記拡張期血圧推定部は、前記拡張期血圧推定式から、前記圧迫帯による複数種類の圧迫圧毎に、実際の前記圧迫圧Ｐｃおよび前記被圧迫部位の脈波伝播速度に基づいて前記被測定者の拡張期血圧ＤＡＰをそれぞれ推定し、前記複数種類の圧迫圧毎に推定し、得られた拡張期血圧の平均値を、拡張期血圧として決定するものであるので、拡張期血圧値を一層高精度で測定できる。

【0029】

第７発明の血圧測定装置によれば、前記拡張期血圧推定部は、前記被測定者の拡張期血圧よりも低く設定された前記圧迫帯による圧迫圧において、実際の前記圧迫圧Ｐｃおよび前記被圧迫部位の脈波伝播速度に基づいて前記被測定者の拡張期血圧ＤＡＰを推定するので、被測定者の圧迫帯による圧迫の負担（ストレス）が軽減され、安定した血圧値が得られて血圧測定の精度が高められる。

【0030】

第８発明の血圧測定装置によれば、動脈血管に沿って相互に所定距離だけ離隔した２位置に配置された一対の脈波センサによりそれぞれ検出された脈波の時間差と前記所定距離とに基づいて脈波伝播速度が算出される。これにより、心電図のＲ波の発生時点を基準として算出された脈波伝播速度を血圧推定に用いるものと比較して、Ｒ波の発生時点から心臓の駆出開始時点までの遅延時間（前駆出時間）の誤差がないので、高精度に拡張期血圧を推定できる。すなわち、第８発明によれば、純粋に動脈血管の特性のみを反映する脈波伝播時間が計測されるので、心臓の状態にも左右される遅延時間（前駆出時間）の変動に影響されることがなく、血圧測定の再現性が高い。

【0031】

第９発明の血圧測定装置によれば、前記圧迫帯による圧迫圧を生体の拡張期血圧よりも低いモニタ圧に維持する圧迫圧制御部と、前記モニタ圧が維持されている期間において測定された前記脈波伝播速度が予め設定された変動判定値から外れたことに基づいて血圧変動の発生を判定する血圧変動判定部とを備え、前記拡張期血圧推定部は、前記血圧変動判定部により血圧変動の発生が判定されたときに、前記拡張期血圧推定式から、実際の前記圧迫圧および前記被圧迫部位の脈波伝播速度に基づいて前記被測定者の拡張期血圧を推定する。これにより、被測定者に負担が少ない長時間の血圧監視を行なうことができる。

【図面の簡単な説明】

【0032】

【図1】本発明の一実施例である血圧測定装置の構成を説明するブロック図である。

【図2】図１の圧迫帯を外周面の一部を切り欠いて示す図である。

【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、及び下流側膨張袋を示す平面図である。

【図4】図３のＩＶ－ＩＶ視断面図であって、上流側膨張袋、中間膨張袋、及び下流側膨張袋を幅方向に切断して示した図である。

【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の圧迫圧制御部による圧迫圧制御作動の要部を説明するタイムチャートである。

【図7】生体の動脈血管の貫壁圧と断面積との関係を表す理論的な血管モデルを示す図である。

【図8】図７に示す血管モデルの貫壁圧と動脈血管の断面積との関係を示す式とＢｒａｍｗｅｌｌ－Ｈｉｌｌの式とをまとめた貫壁圧と脈波伝播速度の２乗値との関係を、数値シミュレーションした図である。

【図9】図８の理論的な関係の縦軸および横軸を入れ替えて示す関係において、破線で示す対数関数で近似した状態を示す図である。

【図10】ヤギの上腕を用いて実測した脈波伝播速度の２乗値と貫壁圧との関係を示す図である。

【図11】図９における６本の対数関係近似式の傾きと切片との関係をプロットして示す図である。

【図12】図１０における８本の対数関係近似式の傾きと切片との関係に加え、同じヤギ１頭等の追加実験で得られた１５本の対数関係近似式の傾きと切片との関係をプロットして示す図である。

【図13】７頭のヤギから得られた１１１個のデータセットの脈波伝播速度の２乗値と貫壁圧との関係を対数関数で近似したときの傾きと切片との関係を示す図である。

【図14】３０名のヒトから得られた９０個のデータセットの脈波伝播速度の２乗値と貫壁圧との関係を対数関数で近似したときの傾きと切片との関係を示す図である。

【図15】３０名のヒトについて、実際に測定された脈波伝播速度ＰＷＶおよび圧迫圧Ｐｃから式（５）により推定された拡張期血圧値ＤＡＰと、コロトコフ音聴診法による血圧測定により測定された拡張期血圧ＤＡＰとの相関を示す図である。

【図16】図５の電子制御装置７０の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、拡張期血圧推定式を設定し拡張期血圧を算出、推定するための制御を示している。

【図17】図５の電子制御装置７０の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、図１６の拡張期血圧推定式設定ルーチンを示している。

【図18】図５の電子制御装置７０の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、図１６の拡張期血圧推定ルーチンを示している。

【図19】図５の電子制御装置７０の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧監視制御を示している。

【図20】図５の電子制御装置７０の他の制御作動を説明するタイムチャートであって、図６に相当する図である。

【図21】図５の圧迫圧制御部による圧迫圧の降圧過程において脈波の形状の変化を説明する図である。

【発明を実施するための形態】

【0033】

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、各部の寸法比及び形状等は必ずしも正確に描かれていない。

【実施例0034】

図１は、被測定者である生体１４の、腕、足首のような生体の肢体である被圧迫部位例えば上腕１６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血圧測定装置（拡張期血圧推定装置）１０を示している。この血圧測定装置１０は、上腕１６内の動脈血管１８を閉塞するのに十分な値まで昇圧させた圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃを降圧させる過程において、動脈血管１８の容積変化に応答して発生する圧迫帯１２内の圧迫圧Ｐｃの圧力振動である脈波（容積脈波）を逐次抽出し、その脈波から得られる情報に基づいて生体１４の収縮期血圧値ＳＡＰ及び拡張期血圧値ＤＡＰを測定するものである。

【0035】

図２は圧迫帯１２を外周側面不織布２０ａの一部を切り欠いて示す図である。図２に示すように、圧迫帯１２は、ＰＶＣ（ｐｏｌｙｖｉｎｙｌ ｃｈｌｏｒｉｄｅ）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及び内周側面不織布２０ｂ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、例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１６を圧迫可能な上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６と、を備える。この圧迫帯１２は、外周側面不織布２０ａの端部に取り付けられた面ファスナ２８ａに内周側面不織布２０ｂの端部に取り付けられた起毛パイル２８ｂが着脱可能に接着されることによって、上腕１６に着脱可能に装着されるようになっている。

【0036】

上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４及び下流側膨張袋２６は、長手状の圧迫帯１２の幅方向に連ねられて上腕１６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及び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及び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。

【0037】

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、及び、下流側膨張袋２６を示す平面図であり、図４は図３のＩＶ－ＩＶ視断面図である。上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４及び下流側膨張袋２６は、それらにより圧迫された動脈血管１８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及び下流側膨張袋２６は、中間膨張袋２４の両側に隣接した状態で配置され、中間膨張袋２４は、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋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。この上流側膨張袋２２の中心と中間膨張袋２４の中心とは距離Ｌ１２だけ離れ、上流側膨張袋２２の中心と下流側膨張袋２６の中心とは、距離Ｌ１３だけ離れている。なお、圧迫帯１２が上腕１６に巻き付けられた状態においては、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６は上腕１６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は上腕１６の長手方向において連なるように上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６の間に配置されている。

【0038】

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１６の長手方向すなわち圧迫帯１２の幅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、２４ｇがそれぞれ形成されている。そして、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４に隣接する側の端部２２ａ及び２６ａが一対の折込溝２４ｆ、２４ｇ内にそれぞれ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の端部２４ａと上流側膨張袋２２の端部２２ａとが相互に重ねられ、且つ、中間膨張袋２４の端部２４ｂと下流側膨張袋２６の端部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及び下流側膨張袋２６が等圧で上腕１６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。

【0039】

上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６も、マチ構造の側縁部を中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂ及び２６ｂに備えている。すなわち、上流側膨張袋２２の中間膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂ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が形成されている。また、下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４とは反対側の端部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２６ｇが形成されている。圧迫帯１２の幅方向に飛び出ないように、折込溝２２ｆを構成するシートは、上流側膨張袋２２内に配置された貫通穴を備える接続シート３８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。同様に、折込溝２６ｇを構成するシートは、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。

【0040】

これにより、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６の端部２２ｂ及び２６ｂにおいても上腕１６の動脈血管１８に対する圧迫圧Ｐｃ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、及び下流側膨張袋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及び２４ｂと上流側膨張袋２２の端部２２ａ及び下流側膨張袋２６の端部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及び下流側膨張袋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。

【0041】

上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４側の端部２２ａ及び２６ａと、それが差し入れられている一対の折込溝２４ｆ、２４ｇ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４２ｎ、４２ｍがそれぞれ介在させられている。遮蔽部材４２ｎは、上流側膨張袋２２と中間膨張袋２４との重なり寸法と同様の長さ寸法を備えている。同様に、遮蔽部材４２ｍは、下流側膨張袋２６と中間膨張袋２４との重なり寸法と同様の長さ寸法を備えている。

【0042】

図３及び図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、及び、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２４ｇとの間の隙間のうちの外周側の隙間には、長手状の遮蔽部材４２ｎ、４２ｍがそれぞれ介在させられている。本実施例では、内周側の隙間に比較して外周側の隙間の方が遮蔽効果が大きいので長手状の遮蔽部材４２ｎ、４２ｍは外周側の隙間に設けられているが、外周側の隙間と内周側の隙間との両方に設けられていてもよい。

【0043】

遮蔽部材４２ｎ、４２ｍは、上腕１６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１６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。遮蔽部材４２ｎは、上流側膨張袋２２の中間膨張袋２４側の端部２２ａ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。同様に、遮蔽部材４２ｍは、下流側膨張袋２６の中間膨張袋２４側の端部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。

【0044】

図１に戻って、血圧測定装置１０においては、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、及び、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、及び、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。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を備えている。第２分岐管６２は、空気ポンプ５０と中間膨張袋２４との間を直接開閉するための第２開閉弁Ｅ２を備えている。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を備えている。

【0045】

第１分岐管５８には、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が接続され、第２分岐管６２には、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が接続され、第３分岐管６４には、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が接続され、主配管５６には、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃを検出するための第４圧力センサＴ４が接続されている。

【0046】

電子制御装置７０には、第１圧力センサＴ１から上流側膨張袋２２内の圧力値すなわち上流側膨張袋２２の圧迫圧Ｐｃ１を示す出力信号が供給され、第２圧力センサＴ２から中間膨張袋２４内の圧力値すなわち中間膨張袋２４の圧迫圧Ｐｃ２を示す出力信号が供給され、第３圧力センサＴ３から下流側膨張袋２６内の圧力値すなわち下流側膨張袋２６の圧迫圧Ｐｃ３を示す出力信号が供給され、第４圧力センサＴ４から圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃを示す出力信号が供給される。

【0047】

電子制御装置７０は、ＣＰＵ７２、ＲＡＭ７４、ＲＯＭ７６、表示装置７８、及び図示しない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、血圧推定開始操作釦８０の操作に応答して、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、及び第３開閉弁Ｅ３をそれぞれ制御することにより、自動血圧測定制御を実行し、測定結果を表示装置７８に表示させる。図６は、電子制御装置７０の圧迫圧制御部８６により制御される圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃの変化を示している。

【0048】

（拡張期血圧推定アルゴリズムの説明）
以下において、図５の電子制御装置７０の機能により実行される拡張期血圧推定アルゴリズムを説明する。

【0049】

図７は、貫壁圧Ｐｔと動脈血管１８の断面積Ａとの関係を示す動脈血管１８のモデルを示している。貫壁圧Ｐｔの増加に伴って断面積Ａが飽和値Ａｍに向かって指数関数的に増加し、貫壁圧Ｐｔが零であるときには、Ａｏ値を示している。図７の動脈血管１８の貫壁圧Ｐｔと動脈血管１８の断面積Ａとの関係を示す特性は、以下の血管モデル式で表される。貫壁圧Ｐｔとは、動脈内圧ＡＰから動脈外圧すなわち圧迫圧（カフ圧）Ｐｃを差し引いた値（ＡＰ－Ｐｃ）であり、生体の拡張期血圧時点の貫壁圧Ｐｔは、拡張期血圧ＤＡＰから圧迫圧Ｐｃを差し引いた値（ＤＡＰ－Ｐｃ）である。式（ａ１）は、非特許文献３に記載されている。式（ａ１）において、ｂは血管硬度（コンプライアンス或いは弾性率）に関連する指標である。
Ａ＝Ａｍ＋（Ａｏ－Ａｍ）ｅ＾（－ｂ・Ｐｔ） ・・・ （ａ１）

【0050】

この血管モデル式（ａ１）に、Ｂｒａｍｗｅｌｌ－Ｈｉｌｌの式を適用して得た理論的な非線形指数関数曲線式（１）が、ヤギによる実験で得た貫壁圧Ｐｔと脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２との関係を示す指数関数曲線と極めて近似している。そして、その指数関数曲線の横軸と縦軸とを入れ替えることで示される関係は、対数関数となり、その対数関数に対して高い精度で近似できる対数関数近似曲線は、定数ｂや断面積比Ａｏ／Ａｍによらない、線形回帰直線式（２）に変換できる。拡張期血圧時点の動脈血管１８の貫壁圧Ｐｔは（推定拡張期血圧ＤＡＰe－圧迫圧Ｐｃ）であるので、動脈の貫壁圧Ｐｔと脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２との関係を表す線形回帰直線式（２）は、その貫壁圧Ｐｔについて式（３）のように変形できる。式（３）の傾きαは式（２）と同じなので、実測された複数組の圧迫圧Ｐｃおよび脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２の間で回帰分析することで傾きαが求められる。予め求められた傾きαと切片βとの予め求められた線形関係（４）にその傾きαを代入することで切片βが求められる。このようにして傾きαおよび切片βが求められると、貫壁圧Ｐｔについて式（３）を変形した拡張期血圧推定式（５）により拡張期血圧ＤＡＰｅが表される。この拡張期血圧値推定式（５）から、実際の脈波伝播速度の２乗値ＰＷＶ^２および圧迫圧Ｐｃに基づいて拡張期血圧値ＤＡＰｅを推定する。

【0051】

ＰＷＶ^２＝（１／ρ・ｂ）（１／（１－Ａｏ／Ａｍ））・ｅ＾（ｂ・Ｐｔ）
－（１／ρ・ｂ） ・・・ （１）

【0052】

この非線形指数関数式（１）は、図７に示す動脈血管１８の拡張期血圧時点の貫壁圧Ｐｔ（＝ＤＡＰ－Ｐｃ）と動脈血管１８の断面積Ａとの関係を示す式（ａ１）に基づくものである。式（１）のρは血液密度を表している。

【0053】

この式（ａ１）の両辺をＰｔで微分した以下の新たな血管モデル式（ａ２）と、よく知られたＢｒａｍｗｅｌｌ－Ｈｉｌｌの式（ａ３）および動脈血管１８の容積Ｖの断面積Ａに関する微分式（ａ４）とを使用して３式をまとめると、以下に示す式（ａ５）となる。式（ａ４）のＬは上腕部の動脈血管１８の有効長を表している。
ｄＡ／ｄＰｔ＝－ｂ（Ａｏ－Ａｍ）ｅ＾（－ｂ・Ｐｔ） ・・・ （ａ２）
ＰＷＶ^２＝（ｄＰｔ／ρ）・（Ｖ／ｄＶ） ・・・ （ａ３）
ｄＶ＝ｄＡ・Ｌ ・・・ （ａ４）
ＰＷＶ^２＝（１／ρｂ）（１／（１－Ａｏ／Ａｍ））・ｅ＾（ｂ・Ｐｔ）
－（１／ρｂ） ・・・ （ａ５）

【0054】

この式（ａ５）において、断面積Ａに関連する変数は、貫壁圧Ｐｔが零であるときの断面積Ａｏに対する断面積Ａの飽和値Ａｍの比Ａｏ／Ａｍであるので、式（ａ５）のＰＷＶ^２とＰｔとの関係は、動脈血管１８の断面積Ａの絶対値に影響されない。つまり、生体個々の体格の影響は受けないと考えられる。式（ａ５）の関係は、動脈血管１８の断面積比Ａｏ／Ａｍ、および、動脈血管１８の硬度に関連する定数ｂに依存している。

【0055】

先行研究において、ｂ＝０．０３、Ａｏ／Ａｍ＝０．２５であったという報告があるので、仮に、ｂ＝０．０３、０．０６、０．０９、Ａｏ／Ａｍ＝０．２５、０．５として、式（ａ５）の関係を数値シミュレーションすると、図８のようになった。

【0056】

定数ｂと断面積比Ａｏ／Ａｍとの関係を考察するために、式（ａ２）の両辺を逆数とすると、式（ａ６）となる。この式（ａ６）において、定数ｂが大きくなるほど、所定の貫壁圧Ｐｔについて、所定の範囲では、ｄＰｔ／ｄＡすなわち弾性率が大きくなることを示している。
ｄＰｔ／ｄＡ＝ｅ＾（ｂ・Ｐｔ）／ｂ（Ａｍ－Ａｏ） ・・・ （ａ６）

【0057】

本発明者等は、測定毎に薬剤を用いて血圧値を変えたヤギの前足（上腕）に前述の圧迫帯１２を装着し、圧迫帯１２による圧力ステップ毎に、圧迫圧Ｐｃと、上流側膨張袋２２から得られた脈波と下流側膨張袋２６から得られた脈波との時間差に基づく脈波伝播速度ＰＷＶを取得する実験を行なった。このとき、得られた脈波伝播速度ＰＷＶの２乗値ＰＷＶ^２と貫壁圧Ｐｔとの関係は、図８に極めて近似していた。

【0058】

上記図８の理論的関係は、縦軸および横軸を入れ替えると、図９に示す関係となり、定数ｂや動脈血管１８の断面積比Ａｏ／Ａｍによらず、破線に示す対数関数に近似できる。この対数関数近似曲線の決定係数Ｒ^２は０．９７－０．９９であり、高い精度で近似できる。上記ヤギを用いて得られた脈波伝播速度ＰＷＶの２乗値ＰＷＶ^２と貫壁圧Ｐｔとの関係においても、図１０に示す関係が得られた。図１０の太線では、決定係数Ｒ^２は０．９６１５であり、高い精度で近似できる。全２３本の対数関数近似曲線の決定係数の平均値は０．９１±０．１１であり非常に良好な対数関数近似曲線が得られた。このような対数関数近似曲線は、独立変数を脈波伝播速度ＰＷＶの２乗値ＰＷＶ^２の対数（ｌｎ（ＰＷＶ^２））とみなせば、線形形式に変換されている線形回帰直線式（２）により表される。ヒトであっても同様である。
Ｐｔ＝α・ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）＋β ・・・ （２）

【0059】

ここで、図１０のような対数関数近似曲線の傾きαは、ｌｎ（ＰＷＶ^２）および－Ｐｃの線形回帰直線の傾きと数学的に同値となる。式（２）の左辺に、貫壁圧Ｐｔ＝ＤＡＰ－Ｐｃを代入して以下の線形回帰直線－Ｐｃの式（３）に変換することができる。このように線形回帰直線Ｐｔの式（２）から変換された線形回帰直線－Ｐｃの式（３）すなわち変換式（３）は、実測可能な脈波伝播速度ＰＷＶと、その脈波伝播速度ＰＷＶの実測時の圧迫圧Ｐｃとをそれぞれ表す複数個のデータポイントの線形回帰直線として求めることができ、求められた線形回帰直線の傾きを求めることで、被測定者毎の上記傾きαが算出可能である。
－Ｐｃ＝α・ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）＋（β－ＤＡＰ） ・・・ （３）

【0060】

図９における６本の対数関数の傾きαと切片βとの関係を、それぞれの傾きαおよび切片βを示す６点のデータポイントでプロットすると、図１１の破線で示す回帰直線で表される。この結果は、生体状態固有の定数である、血管硬度に関連する指標ｂや動脈血管１８の断面積比Ａｏ／Ａｍを広範囲に変動させても、対数関数の傾きαと切片βは線形に相関することが理論解析的に確認できたと言える。同様に、図１０に示すヤギの上腕を用いた実験から得られた２３本の対数関数の傾きαと切片βとの関係をプロットすると図１２に示す如く、やはり線形相関していることが明らかとなった。これにより、ＰＷＶ^２とＰｔの関係を対数関数で近似したとき、その傾きαと切片βの相互の線形相関関係が生体の状態によらず、安定して得られるならば、対数関数の切片βの推定に利用できると考えられる。

【0061】

そこで、ヤギの上腕を用いた実験データを７頭分使用して、１１１データセットのＰＷＶ^２とＰｔとの関係を対数関数で近似したときの傾きαと切片βとの間の線形関係を図１３に示す。図１３の右側に示す数値は７頭のヤギの固体識別番号である。図１３において、上記線形関係のｙをβ、ｘをαとしたときの線形回帰直線は、図１３の破線の直線に示すように、ｙ＝－１．９２１ｘ＋１１．４であって、この線形回帰直線の決定係数Ｒ^２は０．８６であった。また、３０人のヒトから得られた９０データポイントのＰＷＶ^２とＰｔとの関係を対数関数で近似したときの傾きαと切片βとの間の線形関係を図１４に示す。図１４の破線の直線で示す線形回帰直線は、ｙ＝－３．６１３７ｘ＋１４．８３３であって、この線形回帰直線の決定係数Ｒ^２は０．７０７１であった。図１３及び図１４から明らかなように、生体個々によらず、ほぼ同じ線形関係で近似でき、以下の線形関係式（４）が実験的に得られた。後述の線形関係記憶部８４には、この傾きαと切片βとの間の一定の関係を示す線形関係式（４）が予め求められ、記憶されている。線形関係式（４）の傾きγはたとえば－３．６１３７であり、切片δはたとえば１４．８３３である。
β＝γ・α＋δ ・・・ （４）

【0062】

このようにして個々の生体の状態によらず、脈波伝播速度ＰＷＶの２乗値ＰＷＶ^２と貫壁圧Ｐｔとの関係がおおよそ安定して式（２）で近似できるとすると、前述のように実測した圧迫圧Ｐｃと脈波伝播速度ＰＷＶとに基づいて式（２）又はその変形式（３）から算出された傾きαを線形関係式（４）に代入することで、切片βを算出することができる。式（３）を変形すると、以下の拡張期血圧推定式（５）が得られる。したがって、この拡張期血圧推定式（５）に、得られた傾きαおよび切片βと、実測したＰＷＶおよびその実測時の圧迫圧Ｐｃとを代入すれば、拡張期血圧推定値ＤＡＰｅが得られる。
ＤＡＰｅ＝α・ｌｎ（ＰＷＶ^２）＋（β＋Ｐｃ） ・・・（５）

【0063】

図１５は、３０人のヒトについて、実際に測定された脈波伝播速度ＰＷＶおよび圧迫圧Ｐｃから式（５）により推定された拡張期血圧値ＤＡＰｅと、コロトコフ音聴診法による血圧測定により測定された拡張期血圧ＤＡＰとの相関を示している。このとき９０個のデータポイントを通る線形回帰直線は、図１５の実線に示すように、ｙ＝１．００９４ｘ－１．２４８２、この線形回帰直線の決定係数Ｒ^２は０．６４１６であった。

【0064】

図５に戻って、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、電子制御装置７０は、線形回帰直線記憶部８２、線形関係記憶部８４、圧迫圧制御部８６、脈波抽出部８８、脈波伝播速度算出部９０、固有関係生成部９４、血圧推定部１０２、血圧変動判定部１０８を、機能的に備えている。

【0065】

線形回帰直線記憶部８２には、線形回帰直線Ｐｔの式（２）から変換された線形回帰直線－Ｐｃの式（３）すなわち変換式（３）が、予め記憶されている。また、線形関係記憶部８４には、経験的実験的に得られた一定の傾きγおよび切片δが設定された傾きαと切片βとの間の線形関係式（４）が予め記憶されている。

【0066】

圧迫圧制御部８６は、血圧推定開始操作釦８０の操作に応答して、まず、圧迫圧Ｐｃ下降期間内の拡張期血圧ＤＡＰ付近の複数の圧迫圧Ｐｃ毎に実際の脈波伝播速度ＰＷＶを得るために、先ず、急速排気弁５２及び排気制御弁５４を閉じ、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、及び第３開閉弁Ｅ３を開き、空気ポンプ５０を作動させることにより、生体１４の収縮期血圧値ＳＡＰよりも充分に高い圧、例えば１８０ｍｍＨｇに予め設定された加圧上限値ＰＣＭとなるまで圧迫帯１２の生体１４に対する圧迫圧Ｐｃを急速昇圧させる。

【0067】

次いで、圧迫圧制御部８６は、排気制御弁５４を所定の周期で所定の期間繰り返し開くことで、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが生体１４の拡張期血圧値ＤＡＰよりも充分に低い圧、例えば４０～６０ｍｍＨｇ程度に予め設定された減圧下限値ＰＣＥに到達するまでの間で複数の一定のステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘが２～５ｍｍＨｇ程度の予め設定された段差で順次維持されるように、予め設定された降圧速度で圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃを、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが予め設定された減圧下限値ＰＣＥよりも小さくなるまで、階段（ステップ）状に徐速降圧させる。このように制御された圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃは、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６は同じ圧迫圧Ｐｃで生体１４に対して圧迫するが、図６では第４圧力センサにより検出された圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが示されている。

【0068】

そして、圧迫圧制御部８６は、後述の固有関係生成部９４においてたとえば前述の拡張期血圧推定式（５）が生成された後は、血圧監視開始操作に応答して、生体１４の拡張期血圧値を監視するために、圧迫圧Ｐｃを好適には生体１４の拡張期血圧値ＤＡＰよりも充分に低い圧、例えば２０～６０ｍｍＨｇの範囲内において設定されたモニタ用維持圧ＰｃＨｍに維持するように圧迫圧Ｐｃを制御する。モニタ用維持圧ＰｃＨｍは、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃに含まれる脈波が確実に得られる範囲で、可及的に低い値に設定される。

【0069】

圧迫圧制御部８６は、モニタ圧維持区間が終了させられると、急速排気弁５２を用いて上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６内の圧力をそれぞれ大気圧まで排圧する。

【0070】

脈波抽出部８８は、圧迫圧Ｐｃが維持される区間において、第１圧力センサＴ１からの上流側膨張袋２２内の圧迫圧Ｐｃ１を示す出力信号、及び、第３圧力センサＴ３からの下流側膨張袋２６内の圧迫圧Ｐｃ３を示す出力信号から、たとえば０．５Ｈｚ～２０Ｈｚの脈波弁別用バンドパスフィルタを通して一対の脈波ＭＷ１及び脈波ＭＷ３をそれぞれ抽出し、記憶させる。一対の脈波ＭＷ１及び脈波ＭＷ３は、圧迫圧Ｐｃに重畳している脈拍に同期して発生する圧力振動波である。脈波抽出部８８は、脈波ＭＷ１及び脈波ＭＷ３と、それらが発生したときの圧迫圧Ｐｃとを互いに紐付けて記憶する。

【0071】

脈波伝播速度算出部９０は、圧迫圧Ｐｃが維持される状態において得られた一対の脈波ＭＷ１及び脈波ＭＷ３の立ち上がり点間あるいはピーク点間の時間差Δｔと、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６間の既知の距離Ｌ１３とから、脈波の発生毎に脈波伝播速度ＰＷＶ（＝Ｌ１３／Δｔ）を、予め設定された複数のステップ圧毎に逐次算出する。上記の予め設定された複数のステップ圧とは、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃの降圧に伴って脈波抽出部８８により抽出された脈波の振幅が最大値を示すステップ圧の圧力値（平均血圧相当値）に基づいて、その振幅最大値の所定割合の振幅を有するステップ圧から算出される圧力値（最低血圧相当値）から、連続する所定数（たとえば６つ）のステップ圧である。或いは、上記の予め設定された複数のステップ圧とは、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃの降圧に伴って脈波抽出部８８により抽出された脈波の振幅が最大値を示すステップ圧から、所定数（たとえば２つ）のステップ圧を経た後の連続する所定数（たとえば６つ）のステップ圧である。

【0072】

脈波伝播速度算出部９０は、上記所定数のステップ圧毎に、圧迫圧Ｐｃが維持される状態において得られた一対の脈波ＭＷ１及び脈波ＭＷ３の立ち上がり点間あるいはピーク点間の時間差Δｔと上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６間の既知の距離Ｌ１３とから脈波の発生毎に算出した脈波伝播速度ＰＷＶ（＝Ｌ１３／Δｔ）と、その脈波が発生したときのステップ圧すなわち圧迫圧Ｐｃとの１組のデータを、所定数のステップ毎に記憶する。

【0073】

なお、上記ステップ圧毎の圧迫圧Ｐｃとして、ステップ内の複数の脈波の立ち上がり点に相当するカフ圧Ｐｃの平均値が用いられてもよい。また、脈波伝播速度ＰＷＶとして、一対の脈波の立ち上がり点間の時間差を横軸とし、膨張袋間距離を縦軸とした二次元座標において、上流側膨張袋２２を基準として、上流側膨張袋２２及び中間膨張袋２４間の既知の距離Ｌ１２および脈波立ち上がり点の時間差Δｔ１と、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６間の既知の距離Ｌ１３および脈波立ち上がり点の時間差Δｔ３とを線形回帰し、回帰直線の傾きから求めた脈波伝播速度ＰＷＶが用いられてもよい。

【0074】

固有関係生成部９４は、傾きα算出部９６、切片β算出部９８、拡張期血圧推定式設定部１００を、備えている。

【0075】

傾きα算出部９６は、ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）を表す軸と－Ｐｃを表す軸との二次元座標において、前記所定数（たとえば６つ）のステップ圧毎に記憶された、脈波伝播速度ＰＷＶ（＝Ｌ１３／Δｔ）の２乗値の対数ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）と、その脈波が発生したときのステップ圧すなわち圧迫圧Ｐｃとの６組の実測データを示す６点の実測データポイントの線形回帰分析を行なうことで、線形回帰直線－Ｐｃの式（３）の右辺第１項の係数値を、傾きαとして求める。

【0076】

切片β算出部９８は、線形関係式（４）から傾きα算出部９６により算出された傾きαに基づいて切片βを算出する。すなわち、傾きα算出部９６により算出された傾きαを線形関係式（４）に代入することで、切片βを算出する。

【0077】

拡張期血圧推定式設定部１００は、傾きα算出部９６により算出された傾きα及び切片β算出部９８により算出された切片βを、線形回帰直線式（２）から変換された式（５）に代入し、生体の固有関係を反映する拡張期血圧推定式（５）を設定し、記憶する。

【0078】

血圧推定部１０２は、たとえば図６の時点ｔ２からｔ１１までの圧迫圧を増減させる区間において、或いはｔｍ１以降のモニタ圧ＰｃＨｍが維持されるモニタ区間において、血圧推定を実行する拡張期血圧推定部１０４を、備えている。拡張期血圧推定部１０４は、たとえば１脈拍周期乃至十数脈拍周期の所定の周期で実測した脈波伝播速度ＰＷＶおよび圧迫圧Ｐｃを拡張期血圧推定式（５）に代入することで、拡張期血圧推定値ＤＡＰｅを繰り返し算出する。算出された拡張期血圧値ＤＡＰｅの移動平均値を算出してもよい。拡張期血圧推定部１０４は、算出された拡張期血圧推定値ＤＡＰｅを表示装置７８に時系列的に表示させる。

【0079】

血圧変動判定部１０８は、図６の時点ｔｍ１以降のモニタ圧ＰｃＨｍが維持されるモニタ区間において、脈波伝播速度ＰＷＶの変化が予め設定された変動判定範囲ＰＷＶ１～ＰＷＶｈから外れたことに基づいて、或いは、推定された拡張期血圧推定値ＤＡＰｅの変化が予め設定された変動判定範囲ＤＡＰｅ１～ＤＡＰｅｈから外れたことに基づいて生体の血圧変動の発生を判定するとともに、その生体の血圧変動の発生を表示装置７８に表示させる。

【0080】

図１６、図１７、図１８、図１９は、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である。図１６は、拡張期血圧推定式を設定し、拡張期血圧を算出、推定するための実測データを採取する制御を示し、図１７は図１６の拡張期血圧推定式設定ルーチンを示し、図１８は図１６の拡張期血圧推定ルーチンを示し、図１９は血圧監視制御を示している。

【0081】

拡張期血圧推定式設定を開始する操作釦８０がオン操作されると、圧迫圧制御部８６に対応するステップ（以下、「ステップ」を省略する）Ｓ１では、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが昇圧される。具体的には、図６に示すように、急速排気弁５２および排気制御弁５４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内及びそれに連通された上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６内の圧力が急速に高められ、圧迫帯１２による上腕１６の圧迫が開始される。

【0082】

次いで、圧迫圧制御部８６に対応するＳ２では、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃを示す第４圧力センサＴ４の出力信号に基づいて、その圧迫圧Ｐｃが生体の収縮期血圧以上の値に予め設定された昇圧目標圧力値ＰＣＭ（例えば１８０ｍｍＨｇ）以上であるか否かが判定される。図６の時間ｔ２より前の時点では、上記Ｓ２の判定が否定されて図１６のＳ１以下が繰り返し実行される。

【0083】

圧迫圧Ｐｃが昇圧目標圧力値ＰＣＭに到達してＳ２の判定が肯定されると、圧迫圧制御部８６に対応するＳ３では、空気ポンプ５０の作動が停止され、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが、例えば２～５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ毎に予め設定された一定のステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘのように一定の周期で順次形成されるステップ降圧で徐速排気するように、排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２及び第３開閉弁Ｅ３が作動させられる。上記ステップ圧Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・Ｐｘを保持する場合には第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、及び第３開閉弁Ｅ３がそれぞれ閉状態とされる。図６の時間ｔ２は上記徐速排気の開始時点であり、また時間ｔ３～ｔ４の間は圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃがステップ圧Ｐ１に所定時間例えば２拍が発生する間維持されている時間である。

【0084】

次いで、脈波抽出部８８に対応するＳ４では、圧迫圧Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３、・・・Ｐｘがそれぞれ所定時間維持されている区間で、脈波が抽出される。すなわち、第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２及び第３圧力センサＴ３からの出力信号に対して、たとえば０．５Ｈｚ～２０Ｈｚ未満の波長帯の信号を弁別する脈波採取用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上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４及び下流側膨張袋２６からの脈波を示す脈波信号ＭＷ１、ＭＷ２及びＭＷ３が抽出されるとともに、第４圧力センサＴ４からの出力信号に対してたとえば数Ｈｚ未満の波長帯のローパスフィルタ処理が為されることにより交流成分が除去された圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃが抽出される。この圧迫圧Ｐｃはそのときのステップ圧を表すものであり、上記脈波信号ＭＷ１、ＭＷ２及びＭＷ３は、そのときの圧迫圧Ｐｃと共に、ステップ毎に順次記憶される。各ステップにおいて、脈波信号ＭＷ１、ＭＷ２及びＭＷ３は、それぞれ複数個記憶される。

【0085】

圧迫圧制御部８６に対応するＳ５では、圧迫圧Ｐｃが予め設定された測定終了圧力値ＰＣＥ（例えば６０ｍｍＨｇ）以下であるか否かが判定される。このＳ５の判定が否定される場合、すなわち図６のｔ１１より前の時点では、上記Ｓ５の判定が否定されてＳ３以下が繰り返し実行される。上記Ｓ５の判断が肯定されると、ｔ１１時点において、Ｓ６により急速排気が開始される。

【0086】

次いで、脈波伝播速度算出部９０或いは脈波伝播速度測定工程に対応するＳ７では、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃの降圧に伴って脈波抽出部８８により抽出された脈波の振幅が最大値を示すステップ圧の圧力値（平均血圧相当値）に基づいて、その振幅最大値の所定割合の振幅を有するステップ圧から算出される圧力値（最低血圧相当値）から、連続する複数（たとえば６つ）のステップ圧において、或いは、圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｃの降圧に伴って脈波抽出部８８により抽出された脈波の振幅が最大値を示すステップ圧から、所定数（たとえば２つ）のステップを経た後の連続する複数（たとえば６つ）のステップ圧において、それぞれ得られた一対の脈波ＭＷ１及び脈波ＭＷ３の立ち上がり点間あるいはピーク点間の時間差Δｔと、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６間の既知の距離Ｌ１３とから、脈波の発生毎に脈波伝播速度ＰＷＶ（＝Ｌ１３／Δｔ）が、順次算出される。そして、それら脈波伝播速度ＰＷＶは２乗値の対数ｌｎ（ＰＷＶ^２）に変換され、その２乗値の対数ｌｎ（ＰＷＶ^２）と、そのときの脈波伝播速度ＰＷＶの算出に用いられた脈波の発生時の圧迫圧Ｐｃとで１組の実測データ〔ｌｎ（ＰＷＶ^２）、Ｐｃ〕を構成し、所定数ｎのステップ毎に、各１組の実測データ〔ｌｎ（ＰＷＶ１^２）、Ｐｃ１〕・・・・〔ｌｎ（ＰＷＶｎ^２）、Ｐｃｎ〕が記憶される。

【0087】

次に、固有関係生成部９４或いは固有関係生成工程に対応するＳ８では、図１７に示す拡張期血圧推定式設定ルーチンが開始される。図１７において、傾きα算出部９６或いは傾き算出工程に対応するＳ８１では、複数組（本実施例では６組）の実測データ〔ｌｎ（ＰＷＶ１^２）、Ｐｃ１〕・・・・〔ｌｎ（ＰＷＶｎ^２）、Ｐｃｎ〕の回帰分析することで近似的に得た、線形回帰直線－Ｐｃの式（３）の右辺第１項の係数値を、傾きαとして求められる。

【0088】

次いで、切片β算出部９８或いは切片算出工程に対応するＳ８２では、線形関係記憶部８４に予め記憶された線形関係式（４）のｘに、Ｓ８１により算出された傾きαを代入することで、ｙすなわち切片βが算出される。

【0089】

拡張期血圧推定式設定部１００或いは拡張期血圧推定式設定工程に対応するＳ８３では、Ｓ８１により算出された傾きα及びＳ８２により算出された切片βとが、拡張期血圧推定式（５）に代入されることで、拡張期血圧ＤＡＰｅと脈波伝播速度ＰＷＶおよびそれが得られたときの圧迫圧Ｐｃとの間の、前記実測データを得た生体の固有の関係を反映する拡張期血圧推定式（５）が設定され、記憶される。

【0090】

そして、拡張期血圧推定部１０４或いは拡張期血圧推定工程に対応するＳ９では、図１８に示す拡張期血圧推定ルーチンが開始される。図１８において、Ｓ９１では、ｎ組の実測データ〔ｌｎ（ＰＷＶ１^２）、Ｐｃ１〕・・・・〔ｌｎ（ＰＷＶｎ^２）、Ｐｃｎ〕のうちの少なくとも１組の実測データが拡張期血圧推定式（５）に代入されることで、少なくとも１つの拡張期血圧ＤＡＰｅが算出され、表示装置７８に表示される。Ｓ９２では、複数のステップ毎の複数組の実測データが拡張期血圧推定式（５）に代入されることで、複数個の拡張期血圧ＤＡＰｅが算出された場合に、それらの平均値が拡張期血圧ＤＡＰｅとして記憶され、表示装置７８に表示される。

【0091】

図１９は、拡張期血圧推定式（５）が設定された後に、血圧監視モード開始操作釦８１の操作に応答して実行される血圧監視ルーチンを示している。図２０において、圧迫圧制御部８６に対応するＳ３１では、圧迫帯１２の圧迫圧力Ｐｃが拡張期血圧以下の圧、例えば２０～６０ｍｍＨｇの範囲内となるように
予め設定された一定のモニタ用維持圧ＰｃＨｍとなるように制御される。次いで、脈波抽出部８８に対応するＳ３２では、上流側膨張袋２２から得られる圧迫圧力Ｐｃ１および下流側膨張袋２６から得られる圧迫圧力Ｐｃ３の信号から脈波弁別用のバンドパスフィルタを通して、一対の脈波ＭＷ１及び脈波ＭＷ３が、それぞれ一拍毎に抽出され、順次記憶される。脈波伝播速度算出部９０に対応するＳ３３では、モニタ用維持圧ＰｃＨにおいて得られた一対の脈波ＭＷ１及び脈波ＭＷ３の立ち上がり点間あるいはピーク点間の時間差Δｔと、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６間の既知の距離Ｌ１３とから、脈波の発生毎に脈波伝播速度ＰＷＶ（＝Ｌ１３／Δｔ）が逐次算出される。

【0092】

次に、拡張期血圧推定部１０４および拡張期血圧推定工程に対応するＳ３４では、Ｓ３３において算出された脈波伝播速度ＰＷＶの２乗値の対数ｌｎ（ＰＷＶ^２）が算出され、モニタ用維持圧ＰｃＨｍにおける１組の実測データ〔ｌｎ（ＰＷＶ^２）、ＰｃＨｍ〕が構成される。そして、その１組の実測データ〔ｌｎ（ＰＷＶ^２）、ＰｃＨｍ〕が拡張期血圧推定式（５）に代入されることで、拡張期血圧推定値ＤＡＰｅが、脈波抽出周期毎に、或いはその脈波抽出周期の整数倍の周期で繰り返し算出される。そして、Ｓ３５において、Ｓ３４で算出された拡張期血圧推定値ＤＡＰｅが記憶されると共に、表示装置７８に出力される。

【0093】

次いで、Ｓ３６において、Ｓ３３で算出された脈波伝播速度ＰＷＶの変動幅が、予め設定された変動判定範囲ＰＷＶｌ～ＰＷＶｈから外れたか否かに基づいて、或いは、Ｓ３４で算出された拡張期血圧推定値ＤＡＰｅの変動幅が、予め設定された変動判定範囲ＤＡＰｅｌ～ＤＡＰｅｈから外れたか否かに基づいて、被測定者の血圧変動の発生が判定される。Ｓ３６の判断が否定される場合は、Ｓ３７をスキップし、Ｓ３８以下が実行される。しかし、Ｓ３６の判断が肯定される場合は、Ｓ３７において、拡張期血圧推定値ＤＡＰｅの変動の発生が表示装置７８に出力される。

【0094】

次いで、Ｓ３８において、血圧監視モード操作釦８１が再操作されたか否かが判断される。このＳ３８の判断が否定される場合は、Ｓ３１以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、Ｓ３９において、圧迫帯１２が急速排気され、血圧監視モードが終了させられる。

【0095】

上述のように、本実施例の血圧測定装置１０によれば、拡張期血圧推定式（５）を導く線形回帰直線式（２）に含まれる切片βおよび傾きαは、（４）式に示すように相互に一定の線形関係にあって被測定者に影響されない。このため、被測定者の個々の生体的特徴に影響され難いので、拡張期血圧値ＤＡＰｅを高精度で測定できる。また、脈波伝播速度ＰＷＶを用いる血圧推定を行う従来のもののように、被測定者毎にキャリブレーションを行なう必要がない利点がある。

【0096】

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、動脈血管１８の物理モデル式を示す予め設定された線形回帰直線式は、前記式（２）で表されるものである。その線形回帰直線式（２）は、貫壁圧が零であるときの血管断面積Ａが零よりも大きく、貫壁圧の増加に伴って血管断面積Ａが増加して飽和する、実際の血管の挙動を示す動脈血管１８の物理モデル式（ａ１）と、Ｂｒａｍｗｅｌｌ－Ｈｉｌｌの式（ａ３）とに基づくので、拡張期血圧値ＤＡＰｅを高精度で測定できる。

【0097】

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、線形回帰直線式（２）からの変換式は、式（３）で表されるものである。その変換式（３）に基づけば、実測で得られた脈波伝播速度ＰＷＶの二乗の対数と圧迫圧Ｐｃとを線形回帰分析することで、拡張期血圧ＤＡＰおよび切片βが未知であっても、傾きαを算出することができる。

【0098】

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、線形関係は、式（４）で表されるものである。その線形関係（４）は、線形回帰直線式（２）に含まれる切片βおよび傾きαが、個々によらず相互に一定の線形関係にあることを示し、その関係は被測定者に影響されないため、被測定者の個々の生体的特徴に影響を受けないで、拡張期血圧値ＤＡＰｅを高精度で測定できる。

【0099】

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、拡張期血圧推定式は、式（５）で表されるものである。その拡張期血圧推定式（５）は、測定可能な圧迫圧Ｐｃと脈波伝播速度ＰＷＶとの２つを変数とする式であるので、測定された２つの変数を代入することで、被測定者の拡張期血圧ＤＡＰｅを推定することができる。

【0100】

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、拡張期血圧推定部１０４は、拡張期血圧推定式（５）から、圧迫帯１２による複数種類の圧迫圧（ステップ圧）毎に、実際の圧迫圧Ｐｃおよび前記被圧迫部位の脈波伝播速度ＰＷＶに基づいて被測定者の拡張期血圧ＤＡＰｅをそれぞれ推定し、それらステップ圧毎に得られた拡張期血圧ＤＡＰｅの平均値を、拡張期血圧ＤＡＰｅとして決定するものであるので、拡張期血圧値を一層高精度で測定できる。

【0101】

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、拡張期血圧推定部１０４は、被測定者の拡張期血圧ＤＡＰよりも低く設定され圧迫帯１２による複数の圧迫圧において得られた、実際の前記圧迫圧Ｐｃおよび前記被圧迫部位の脈波伝播速度ＰＷＶに基づいて被測定者の拡張期血圧ＤＡＰｅを推定するので、被測定者の圧迫帯１２による圧迫の負担（ストレス）が軽減され、安定した血圧値が得られて血圧測定の精度が高められる。

【0102】

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、動脈血管１８に沿って相互に所定距離だけ離隔した２位置に配置された一対の脈波センサ（第１圧力センサＴ１、第３圧力センサＴ３）によりそれぞれ検出された一対の脈波ＭＷ１及び脈波ＭＷ３の立ち上がり点間あるいはピーク点間の時間差Δｔと、上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６間の既知の距離Ｌ１３とから、脈波の発生毎に脈波伝播速度ＰＷＶ（＝Ｌ１３／Δｔ）が算出される。これにより、心電のＲ波の発生時点を基準として算出された脈波伝播速度を血圧推定に用いるものと比較して、Ｒ波の発生時点から心臓の駆出時点までの遅延時間（前駆出期間）の誤差がないので、高精度で拡張期血圧ＤＡＰｅを推定できる。すなわち、純粋に動脈血管の特性のみを反映する脈波伝播速度ＰＷＶが計測されるので、心臓の状態にも左右される遅延時間（前駆出期間）の変動に影響されることがなく、測定の再現性が高い。

【0103】

また、本実施例の血圧測定装置１０によれば、圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｃを生体の拡張期血圧よりも低いモニタ圧ＰｃＨｍに維持する圧迫圧制御部８６と、モニタ圧ＰｃＨｍが維持されている期間において測定された脈波伝播速度ＰＷＶが予め設定された変動判定値ＰＷＶ１～ＰＷＶｈから外れたことに基づいて血圧変動の発生を判定する血圧変動判定部１０８とを備え、拡張期血圧推定部１０４は、血圧変動判定部１０８により血圧変動の発生が判定されたときに、拡張期血圧推定式（５）から、実際の圧迫圧Ｐｃおよび被圧迫部位の脈波伝播速度ＰＷＶに基づいて被測定者の拡張期血圧ＤＡＰｅを推定する。これにより、被測定者に負担が少ない長時間の血圧監視を行なうことができる。

【実施例0104】

図２０は、電子制御装置７０の他の制御作動を説明するタイムチャートであって、図６に相当する図である。本実施例では、前述の実施例と共通する部分には同一の符号を付して説明を省略する。本実施例では、拡張期血圧推定式（５）の設定方法が相違するが、他は同様である。

【0105】

図２０において、被測定者となる生体１４の拡張期血圧ＤＡＰｅを推定する式（５）を設定するために、圧迫圧制御部８６は、一時的に一定の第１維持圧ＰｃＨ１を維持する第１維持区間（ｔｋ１時点～ｔｋ２時点）、第１維持圧ＰｃＨ１よりも低い第２維持圧ＰｃＨ２を維持する第２維持区間（ｔｋ３時点～ｔｋ４時点）、第２維持圧ＰｃＨ２よりも低い第３維持圧ＰｃＨ３を維持する第３維持区間（ｔｋ５時点～ｔｋ６時点）、が順次形成されるように圧迫圧Ｐｃを段階的に降圧させた後、急速排気弁５２を用いて上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、及び下流側膨張袋２６内の圧力をそれぞれ大気圧まで排圧する。第１維持圧ＰｃＨ１、第２維持圧ＰｃＨ２及び第３維持圧ＰｃＨ３は、被測定者である生体１４の拡張期血圧値ＤＡＰ以下の低い圧、例えば２０～６０ｍｍＨｇの範囲内において予め設定された複数段階（本実施例では３段階）の値である。

【0106】

脈波抽出部８８は、圧迫圧Ｐｃが維持される第１維持区間、第２維持区間、第３維持区間において、第１圧力センサＴ１からの上流側膨張袋２２内の圧迫圧Ｐｃ１を示す出力信号、及び、第３圧力センサＴ３からの下流側膨張袋２６内の圧迫圧Ｐｃ３を示す出力信号から、たとえば０．５Ｈｚ～２０Ｈｚの脈波弁別用バンドパスフィルタを通して一対の脈波ＭＷ１及び脈波ＭＷ３をそれぞれ抽出し、記憶させる。

【0107】

脈波伝播速度算出部９０は、圧迫圧Ｐｃが維持される３つの第１維持区間、第２維持区間、第３維持区間毎に、前述と同様に、圧迫圧Ｐｃが維持される状態において得られた一対の脈波ＭＷ１及び脈波ＭＷ３の立ち上がり点間あるいはピーク点間の時間差Δｔと上流側膨張袋２２及び下流側膨張袋２６間の既知の距離Ｌ１３とから脈波の発生毎に算出した脈波伝播速度ＰＷＶ（＝Ｌ１３／Δｔ）と、その脈波が発生したときのステップ圧すなわち圧迫圧Ｐｃとの１組の実測データを、３つのステップ毎に算出し、合計３組の実測データを記憶する。３点の実測データポイントであれば、一応の線形回帰分析を行なうことが可能である。

【0108】

傾きα算出部９６は、脈波伝播速度ＰＷＶの２乗値の対数ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）を表す軸と－Ｐｃを表す軸との二次元座標において、３つのステップ圧毎に記憶された、脈波伝播速度ＰＷＶ（＝Ｌ１３／Δｔ）の２乗値の対数ｌｎ（ＰＷＶ^２ ）と、その脈波が発生したときのステップ圧すなわち圧迫圧Ｐｃとの３組の実測データを示す３点の実測データポイントの線形回帰分析を行なうことで、脈波伝播速度の２乗値の対数ｌｎ（ＰＷＶ^２）と動脈血管の貫壁圧Ｐｔとの間の予め求められた線形回帰直線の式（２）から変換した線形回帰直線－Ｐｃの式（３）の右辺第１項の係数値を、傾きαとして求める。

【0109】

切片β算出部９８は、線形関係式（４）から傾きα算出部９６により算出された傾きαに基づいて切片βを算出する。すなわち、傾きα算出部９６により算出された傾きαを線形関係式（４）に代入することで、切片βを算出する。

【0110】

拡張期血圧推定式設定部１００は、傾きα算出部９６により算出された傾きα及び切片β算出部９８により算出された切片βを、拡張期血圧推定式（５）に代入し、生体の固有関係を反映する拡張期血圧推定式（５）を設定し、記憶する。

【0111】

血圧推定部１０２は、たとえば図２０のｔｍ１時点以降のモニタ圧ＰｃＨｍが維持されるモニタ区間において、たとえば１脈拍周期乃至十数脈拍周期の所定の周期で実測した脈波伝播速度ＰＷＶおよび圧迫圧Ｐｃを拡張期血圧推定式（５）に代入することで、拡張期血圧推定値ＤＡＰｅを繰り返し算出する。算出された拡張期血圧値ＤＡＰｅの移動平均値を算出してもよい。拡張期血圧推定部１０４は、算出された拡張期血圧推定値ＤＡＰｅを表示装置７８に時系列的に表示させる。上記モニタ用維持圧ＰｃＨｍは、好適には生体の拡張期血圧よりも低く設定されており、第１維持圧ＰｃＨ１～第３維持圧ＰｃＨ３のいずれかと同じであってもよいし、異なる維持圧であってもよい。

【0112】

本実施例においても、前述の実施例１と同様に、拡張期血圧推定式（５）を導く線形回帰直線式（２）に含まれる切片βおよび傾きαは、（４）式に示すように相互に一定の線形関係にあって被測定者に影響されない。このため、被測定者の個々の生体的特徴に影響され難いので、拡張期血圧値ＤＡＰｅを高精度で測定できる。また、脈波伝播速度ＰＷＶを用いる血圧推定を行う従来のもののように、キャリブレーションを行なう必要がない利点がある。