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(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】
(24)【登録日】2025-01-08
(45)【発行日】2025-01-17
(54)【発明の名称】電子血圧計および血圧測定方法
(51)【国際特許分類】
A61B 5/022 20060101AFI20250109BHJP
【ＦＩ】
A61B5/022 100A
A61B5/022 300A
A61B5/022 400F
【請求項の数】
12
(21)【出願番号】P 2021124560
(22)【出願日】2021-07-29
(65)【公開番号】P2023019652
(43)【公開日】2023-02-09
【審査請求日】2024-03-27
(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】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】松村 直美
(72)【発明者】
【氏名】澤野井 幸哉
【審査官】▲高▼ 芳徳
(56)【参考文献】
【文献】特開２００９－１０１０８９（ＪＰ，Ａ）
【文献】特開２００９－１４８６２６（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】
被測定部位の血圧を非侵襲で測定する電子血圧計であって、加圧用の流体の供給を受けて上記被測定部位を圧迫するために、上記被測定部位の周方向に沿って取り巻いて装着される袋状の押圧カフと、
上記押圧カフよりも内周側で上記被測定部位の動脈に対向すべき部分に配置され、上記押圧カフとは別に、圧力伝達用の流体を収容する袋状のセンシングカフとを備え、このセンシングカフは、上記押圧カフの圧力によって上記圧力伝達用の流体を介して上記被測定部位の動脈を圧迫する一方、上記動脈から圧脈波を受けるようになっており、
上記センシングカフの圧力を検出する第１圧力センサと、
上記押圧カフの圧力を検出する第２圧力センサと、
上記押圧カフに上記加圧用の流体を供給し、または上記押圧カフから上記加圧用の流体を排出して、上記押圧カフの圧力を制御する圧力制御部と、
上記圧力制御部による上記押圧カフの圧力の変化過程での、上記第１圧力センサからの上記センシングカフの圧力を表すデータと、上記第２圧力センサからの上記押圧カフの圧力を表すデータとに基づいて、血圧値を算出する血圧算出部とを備え、
上記血圧算出部は、
上記圧力の変化過程での上記センシングカフの圧力を表すデータから上記押圧カフの圧力を表すデータの直流成分又は上記直流成分に近似した値を減算して、上記圧脈波が拍毎に示す立ち上がり開始点の圧力とピーク点の圧力とを求め、
上記圧力の変化過程で上記拍毎の上記ピーク点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第１時点を求め、この第１時点の上記押圧カフの圧力を収縮期血圧値として求めるとともに、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第２時点を求め、この第２時点の上記押圧カフの圧力を拡張期血圧値として求める
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において、上記圧力の変化過程は、上記押圧カフの加圧によって上記動脈を通る血流が一旦停止された後の減圧過程であり、
上記第１時点は、上記拍毎の上記ピーク点の圧力がゼロレベルから正の値を示し始めた時点であり、
上記第２時点は、上記第１時点よりも後の、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力がゼロレベルから正の値を示し始めた時点である
ことを特徴とする電子血圧計。
【請求項3】
請求項１に記載の電子血圧計において、上記圧力の変化過程は、上記押圧カフの加圧過程であり、
上記第２時点は、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力が正の値からゼロレベルに落ちた時点であり、
上記第１時点は、上記第２時点よりも後の、上記拍毎の上記ピーク点の圧力が正の値からゼロレベルに落ちた時点である
ことを特徴とする電子血圧計。
【請求項4】
請求項１から３までのいずれか一つに記載の電子血圧計において、上記センシングカフは、第１流体配管を介して、上記第１圧力センサに流体流通可能に接続され、
上記押圧カフは、第２流体配管を介して、上記第２圧力センサに流体流通可能に接続され、
上記第１流体配管と上記第２流体配管とは互いに離間している
ことを特徴とする電子血圧計。
【請求項5】
請求項１から４までのいずれか一つに記載の電子血圧計において、上記被測定部位の動脈が通る方向に沿った上記押圧カフの幅方向に関して、上記センシングカフが占める範囲は、上記押圧カフの幅方向寸法のうち上記動脈の上流側から予め定められた範囲を除いた残りの範囲内にある
ことを特徴とする電子血圧計。
【請求項6】
請求項１から５までのいずれか一つに記載の電子血圧計において、上記押圧カフと上記センシングカフとの間に介挿された背板を備え、この背板は、上記押圧カフの圧力を上記センシングカフへ伝えるとともに、上記押圧カフと上記センシングカフとの間で圧力の変動成分が伝わるのを遮断する
ことを特徴とする電子血圧計。
【請求項7】
請求項４に記載の電子血圧計において、上記第１流体配管は、上記被測定部位の外周面に対して垂直な厚さ方向から見た平面視で上記動脈から外れた態様で、上記押圧カフが上記被測定部位を取り巻く領域の外部へ引き出されるようになっている
ことを特徴とする電子血圧計。
【請求項8】
請求項４に記載の電子血圧計において、上記押圧カフは、上記センシングカフに対向する領域の一部に厚さ方向に貫通した貫通孔を有し、
上記第１流体配管は、上記センシングカフから上記押圧カフの上記貫通孔を通して、上記押圧カフの外周側へ引き出されている
ことを特徴とする電子血圧計。
【請求項9】
請求項１から８までのいずれか一つに記載の電子血圧計において、上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体が予め定められた量だけ封入されている
ことを特徴とする電子血圧計。
【請求項10】
請求項４、７または８に記載の電子血圧計において、血圧測定の都度、上記圧力制御部による上記押圧カフの加圧開始に先立って、上記センシングカフに上記第１流体配管を介して上記圧力伝達用の流体を供給して封入する一方、上記血圧算出部による上記血圧値の算出完了後に上記センシングカフから上記第１流体配管を介して上記圧力伝達用の流体を排出する制御を行う流体収容制御部
を備えたことを特徴とする電子血圧計。
【請求項11】
請求項１０に記載の電子血圧計において、上記圧力制御部は、上記押圧カフに上記第２流体配管を介して上記加圧用の流体として空気を供給するためのポンプと、上記押圧カフから上記第２流体配管を介して上記空気を排出するための排出弁とを含み、
上記流体収容制御部は、上記第１流体配管と上記第２流体配管との間に接続された切換弁を含み、この切換弁は、上記第１流体配管と上記第２流体配管とを切り離した状態にする第１位置と、上記第１流体配管と上記第２流体配管とを流体流通可能にするとともに上記押圧カフを封じた状態にする第２位置とをとり得るようになっており、
上記流体収容制御部は、
上記圧力制御部による上記押圧カフの加圧開始に先立って、上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体を供給して封入するとき、上記切換弁を上記第２位置に切り換えて、上記ポンプを用いて上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体として空気を供給し、
上記圧力制御部による上記押圧カフの加圧または減圧中に、上記切換弁を上記第１位置に維持し、
上記血圧算出部による上記血圧値の算出完了後に上記センシングカフから上記圧力伝達用の流体を排出するとき、上記切換弁を上記第２位置に切り換えて、上記排出弁を用いて上記センシングカフから上記空気を排出するようになっている
ことを特徴とする電子血圧計。
【請求項12】
請求項１に記載の電子血圧計によって被測定部位の血圧を非侵襲で測定する血圧測定方法であって、上記血圧算出部によって、
上記圧力制御部による上記押圧カフの圧力の変化過程での、上記第１圧力センサからの上記センシングカフの圧力を表すデータと、上記第２圧力センサからの上記押圧カフの圧力を表すデータとを取得し、
上記圧力の変化過程での上記センシングカフの圧力を表すデータから上記押圧カフの圧力を表すデータの直流成分又は上記直流成分に近似した値を減算して、上記圧脈波が拍毎に示す立ち上がり開始点の圧力とピーク点の圧力とを求め、
上記圧力の変化過程で上記拍毎の上記ピーク点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第１時点を求め、この第１時点の上記押圧カフの圧力を収縮期血圧値として求めるとともに、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第２時点を求め、この第２時点の上記押圧カフの圧力を拡張期血圧値として求める
ことを特徴とする血圧測定方法。
【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、被測定部位の血圧を非侵襲で測定する電子血圧計および血圧測定方法に関する。
【背景技術】
【0002】
従来、この種の電子血圧計としては、例えば特許文献１（特開平９－２９９３３９号公報）に開示されているように、被測定部位を血圧測定用カフで圧迫して、上記被測定部位の血圧を、オシロメトリック法により算出するものが知られている。具体的には、上記血圧測定用カフが加圧過程または減圧過程にあるときカフ圧から得られた脈波振幅の列に対して包絡線を設定するとともに、上記包絡線の最大値に対して予め定められた割合（比率）のスレッシュレベル（収縮期用のスレッシュレベルと拡張期用のスレッシュレベルを含む。）を設定し、上記包絡線がそれらのスレッシュレベルを横切った時点のカフ圧を、それぞれ最高血圧（収縮期血圧）、最低血圧（拡張期血圧）として算出している。
【先行技術文献】
【特許文献】
【0003】
【文献】特開平９－２９９３３９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0004】
例えば、上記収縮期用のスレッシュレベルは０．５～０．６、上記拡張期血圧用のスレッシュレベルはで０．７～０．８に設定される。この理由は、上記オシロメトリック法により算出された収縮期血圧、拡張期血圧を、基準となる測定法（例えば、伝統的な聴診法）により測定された収縮期血圧、拡張期血圧に対してそれぞれ統計的に一致させるためである。
【0005】
このため、上記オシロメトリック法により算出された収縮期血圧、拡張期血圧は、統計的には精度が担保されているけれども、基準となる測定法により測定された収縮期血圧、拡張期血圧と差が発生する人がいる、という問題がある。
【0006】
そこで、この発明の課題は、被測定部位の血圧を非侵襲で原理的に正しく測定できる電子血圧計および血圧測定方法を提供することにある。ここで、「原理的に正しく測定できる」というのは、基準となる測定法の原理と同じ機序に基づいているという意味である。
【課題を解決するための手段】
【0007】
上記課題を解決するため、この開示の電子血圧計は、
被測定部位の血圧を非侵襲で測定する電子血圧計であって、
加圧用の流体の供給を受けて上記被測定部位を圧迫するために、上記被測定部位の周方向に沿って取り巻いて装着される袋状の押圧カフと、
上記押圧カフよりも内周側で上記被測定部位の動脈に対向すべき部分に配置され、上記押圧カフとは別に、圧力伝達用の流体を収容する袋状のセンシングカフとを備え、このセンシングカフは、上記押圧カフの圧力によって上記圧力伝達用の流体を介して上記被測定部位の動脈を圧迫する一方、上記動脈から圧脈波を受けるようになっており、
上記センシングカフの圧力を検出する第１圧力センサと、
上記押圧カフの圧力を検出する第２圧力センサと、
上記押圧カフに上記加圧用の流体を供給し、または上記押圧カフから上記加圧用の流体を排出して、上記押圧カフの圧力を制御する圧力制御部と、
上記圧力制御部による上記押圧カフの圧力の変化過程での、上記第１圧力センサからの上記センシングカフの圧力を表すデータと、上記第２圧力センサからの上記押圧カフの圧力を表すデータとに基づいて、血圧値を算出する血圧算出部とを備え、
上記血圧算出部は、
上記圧力の変化過程での上記センシングカフの圧力を表すデータから上記押圧カフの圧力を表すデータの直流成分又は上記直流成分に近似した値を減算して、上記圧脈波が拍毎に示す立ち上がり開始点の圧力とピーク点の圧力とを求め、
上記圧力の変化過程で上記拍毎の上記ピーク点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第１時点を求め、この第１時点の上記押圧カフの圧力を収縮期血圧値として求めるとともに、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第２時点を求め、この第２時点の上記押圧カフの圧力を拡張期血圧値として求める
ことを特徴とする。
被測定部位の血圧を非侵襲で測定する電子血圧計であって、
加圧用の流体の供給を受けて上記被測定部位を圧迫するために、上記被測定部位の周方向に沿って取り巻いて装着される袋状の押圧カフと、
上記押圧カフよりも内周側で上記被測定部位の動脈に対向すべき部分に配置され、上記押圧カフとは別に、圧力伝達用の流体を収容する袋状のセンシングカフとを備え、このセンシングカフは、上記押圧カフの圧力によって上記圧力伝達用の流体を介して上記被測定部位の動脈を圧迫する一方、上記動脈から圧脈波を受けるようになっており、
上記センシングカフの圧力を検出する第１圧力センサと、
上記押圧カフの圧力を検出する第２圧力センサと、
上記押圧カフに上記加圧用の流体を供給し、または上記押圧カフから上記加圧用の流体を排出して、上記押圧カフの圧力を制御する圧力制御部と、
上記圧力制御部による上記押圧カフの圧力の変化過程での、上記第１圧力センサからの上記センシングカフの圧力を表すデータと、上記第２圧力センサからの上記押圧カフの圧力を表すデータとに基づいて、血圧値を算出する血圧算出部とを備え、
上記血圧算出部は、
上記圧力の変化過程での上記センシングカフの圧力を表すデータから上記押圧カフの圧力を表すデータの直流成分又は上記直流成分に近似した値を減算して、上記圧脈波が拍毎に示す立ち上がり開始点の圧力とピーク点の圧力とを求め、
上記圧力の変化過程で上記拍毎の上記ピーク点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第１時点を求め、この第１時点の上記押圧カフの圧力を収縮期血圧値として求めるとともに、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第２時点を求め、この第２時点の上記押圧カフの圧力を拡張期血圧値として求める
ことを特徴とする。
【0008】
本明細書で、「圧力伝達用の流体」は、この電子血圧計の製造段階で上記センシングカフに封入されても良いし、または、血圧測定の都度、上記センシングカフに収容され、上記センシングカフから排出されても良い。
【0009】
また、加圧用、圧力伝達用の「流体」は、典型的には空気であるが、他の気体、または液体であっても良い。
【0010】
上記押圧カフの圧力を表すデータの「直流成分」とは、上記押圧カフの圧力を表すデータから変動成分（例えば、上記動脈からの圧脈波に由来する拍毎の変動成分）を除いた成分を意味する。また、「上記直流成分に近似した値」とは、例えば、一定の減圧速度による減圧過程で、押圧カフの圧力の１点のデータと、上記減圧速度とによって定まる直線で近似した値を指す。
【0011】
「上記圧脈波が拍毎に示す立ち上がり開始点の圧力とピーク点の圧力とを求める」とは、上記第１圧力センサが検出する上記圧脈波が拍毎に立ち上がり開始点、ピーク点を示す場合に、それらの圧力を求めることを意味する。なお、例えば、上記減圧過程で上記押圧カフの圧力が上記収縮期血圧値よりも高い圧力区間では、上記動脈の血流は停止されるので、上記「立ち上がり開始点」、上記「ピーク点」は観測されず、したがって、それらの圧力は求められない。
【0012】
「第１時点」、「第２時点」とは、それらの時点を互いに区別するための便宜上の名称であり、必ずしもそれらの時点の前後を意味しない。
【0013】
この開示の電子血圧計では、袋状の押圧カフが、上記被測定部位の周方向に沿って取り巻いて装着される。この装着状態では、上記押圧カフとは別に、袋状のセンシングカフが、上記押圧カフよりも内周側で上記被測定部位の動脈に対向すべき部分に配置される。例えば、この電子血圧計の製造段階で、予め上記センシングカフに圧力伝達用の流体が封入されているものとする。
【0014】
血圧測定時には、圧力制御部が、上記押圧カフに上記加圧用の流体を供給し、または上記押圧カフから上記加圧用の流体を排出して、上記押圧カフの圧力を制御する。上記センシングカフは、上記押圧カフの圧力によって上記圧力伝達用の流体を介して上記被測定部位の動脈を圧迫する一方、上記動脈からの圧脈波を受ける。第１圧力センサは上記センシングカフの圧力を検出し、また、第２圧力センサは上記押圧カフの圧力を検出する。血圧算出部は、上記圧力制御部による上記押圧カフの圧力の変化過程での、上記第１圧力センサからの上記センシングカフの圧力を表すデータと、上記第２圧力センサからの上記押圧カフの圧力を表すデータとに基づいて、血圧値（収縮期血圧と拡張期血圧）を算出する。具体的には、上記血圧算出部は、上記圧力の変化過程での上記センシングカフの圧力を表すデータから上記押圧カフの圧力を表すデータの直流成分又は上記直流成分に近似した値を減算して、上記圧脈波が拍毎に示す立ち上がり開始点の圧力とピーク点の圧力とを求める。また、上記血圧算出部は、上記圧力の変化過程で上記拍毎の上記ピーク点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第１時点を求め、この第１時点の上記押圧カフの圧力を収縮期血圧値として求めるとともに、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第２時点を求め、この第２時点の上記押圧カフの圧力を拡張期血圧値として求める。
【0015】
これにより、この電子血圧計によれば、被測定部位の血圧を非侵襲で原理的に正しく測定できる。この理由については、実施形態欄で図面を参照して詳述する。
【0016】
一実施形態の電子血圧計では、
上記圧力の変化過程は、上記押圧カフの加圧によって上記動脈を通る血流が一旦停止された後の減圧過程であり、
上記第１時点は、上記拍毎の上記ピーク点の圧力がゼロレベルから正の値を示し始めた時点であり、
上記第２時点は、上記第１時点よりも後の、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力がゼロレベルから正の値を示し始めた時点である
ことを特徴とする。
上記圧力の変化過程は、上記押圧カフの加圧によって上記動脈を通る血流が一旦停止された後の減圧過程であり、
上記第１時点は、上記拍毎の上記ピーク点の圧力がゼロレベルから正の値を示し始めた時点であり、
上記第２時点は、上記第１時点よりも後の、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力がゼロレベルから正の値を示し始めた時点である
ことを特徴とする。
【0017】
この一実施形態の電子血圧計では、上記第１時点は、上記押圧カフの加圧によって上記動脈を通る血流が一旦停止された後、血流が再開した時点、すなわち、上記押圧カフの圧力が収縮期血圧を下回った時点に相当する。したがって、上記第１時点の上記押圧カフの圧力は、収縮期血圧値として求められる。また、上記第２時点は、上記押圧カフの圧力が拡張期血圧を下回った時点に相当する。したがって、上記第２時点の上記押圧カフの圧力は、拡張期血圧値として求められる。
【0018】
一実施形態の電子血圧計では、
上記圧力の変化過程は、上記押圧カフの加圧過程であり、
上記第２時点は、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力が正の値からゼロレベルに落ちた時点であり、
上記第１時点は、上記第２時点よりも後の、上記拍毎の上記ピーク点の圧力が正の値からゼロレベルに落ちた時点である
ことを特徴とする。
上記圧力の変化過程は、上記押圧カフの加圧過程であり、
上記第２時点は、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力が正の値からゼロレベルに落ちた時点であり、
上記第１時点は、上記第２時点よりも後の、上記拍毎の上記ピーク点の圧力が正の値からゼロレベルに落ちた時点である
ことを特徴とする。
【0019】
この一実施形態の電子血圧計では、上記第２時点は、上記押圧カフの圧力が拡張期血圧を上回った時点に相当する。したがって、上記第２時点の上記押圧カフの圧力は、拡張期血圧値として求められる。また、上記第１時点は、上記押圧カフの圧力が収縮期血圧を上回った時点に相当する。したがって、上記第１時点の上記押圧カフの圧力は、収縮期血圧値として求められる。
【0020】
一実施形態の電子血圧計では、
上記センシングカフは、第１流体配管を介して、上記第１圧力センサに流体流通可能に接続され、
上記押圧カフは、第２流体配管を介して、上記第２圧力センサに流体流通可能に接続され、
上記第１流体配管と上記第２流体配管とは互いに離間していることを特徴とする。
上記センシングカフは、第１流体配管を介して、上記第１圧力センサに流体流通可能に接続され、
上記押圧カフは、第２流体配管を介して、上記第２圧力センサに流体流通可能に接続され、
上記第１流体配管と上記第２流体配管とは互いに離間していることを特徴とする。
【0021】
この一実施形態の電子血圧計では、上記第１流体配管と上記第２流体配管とは互いに離間している。したがって、例えば上記センシングカフにつながる上記第１流体配管の圧力に含まれた変動成分（例えば、上記動脈からの圧脈波による）が、上記押圧カフにつながる上記第２流体配管の圧力にノイズとして混入するのを抑制できる。逆に、上記押圧カフにつながる上記第２流体配管の圧力に含まれた変動成分が、上記センシングカフにつながる上記第１流体配管の圧力にノイズとして混入するのを抑制できる。
【0022】
一実施形態の電子血圧計では、上記被測定部位の動脈が通る方向に沿った上記押圧カフの幅方向に関して、上記センシングカフが占める範囲は、上記押圧カフの幅方向寸法のうち上記動脈の上流側から予め定められた範囲を除いた残りの範囲内にあることを特徴とする。
【0023】
仮に、上記被測定部位の動脈が通る方向に沿った上記押圧カフの幅方向に関して、上記センシングカフが占める範囲が、上記押圧カフの幅方向寸法のうち上記動脈の上流側から例えば１／３の範囲内にあるものとする。すると、上記減圧過程で上記押圧カフの圧力が上記収縮期血圧値よりも高い圧力区間内にあって上記動脈の血流は停止されている場合であっても、上記動脈の上流側から上記押圧カフの直下へ向かう脈波が、上記第１圧力センサが検出する上記センシングカフの圧力にノイズ（変動成分）として混入し得る。そこで、この一実施形態の電子血圧計では、上記被測定部位の動脈が通る方向に沿った上記押圧カフの幅方向に関して、上記センシングカフが占める範囲は、上記押圧カフの幅方向寸法のうち上記動脈の上流側から予め定められた範囲を除いた残りの範囲内にある。したがって、上記減圧過程で上記押圧カフの圧力が上記収縮期血圧値よりも高い圧力区間内にあって上記動脈の血流は停止されている場合に、上記動脈の上流側から上記押圧カフの直下へ向かう脈波が、上記第１圧力センサが検出する上記センシングカフの圧力にノイズ（変動成分）として混入するのを抑制できる。
【0024】
一実施形態の電子血圧計では、上記押圧カフと上記センシングカフとの間に介挿された背板を備え、この背板は、上記押圧カフの圧力を上記センシングカフへ伝えるとともに、上記押圧カフと上記センシングカフとの間で圧力の変動成分が伝わるのを遮断することを特徴とする。
【0025】
この一実施形態の電子血圧計では、上記背板によって、上記押圧カフの圧力を上記センシングカフへ確実に伝えることができる。したがって、上記センシングカフは、上記押圧カフの圧力によって上記圧力伝達用の流体を介して上記被測定部位の動脈を確実に圧迫することができる。これとともに、上記背板は、上記押圧カフと上記センシングカフとの間で圧力の変動成分が伝わるのを遮断する。したがって、例えば上記センシングカフの圧力に含まれた変動成分（例えば、上記動脈からの圧脈波による）が上記押圧カフの圧力にノイズとして混入するのを抑制できる。逆に、上記押圧カフの圧力に含まれた変動成分が上記センシングカフの圧力にノイズとして混入するのを抑制できる。
【0026】
一実施形態の電子血圧計では、上記第１流体配管は、上記被測定部位の外周面に対して垂直な厚さ方向から見た平面視で上記動脈から外れた態様で、上記押圧カフが上記被測定部位を取り巻く領域の外部へ引き出されるようになっていることを特徴とする。
【0027】
「動脈から外れた態様」とは、上記動脈とは重ならず、上記動脈から離間していることを意味する。
【0028】
この一実施形態の電子血圧計では、上記第１流体配管は、上記被測定部位の外周面に対して垂直な厚さ方向から見た平面視で上記動脈から外れた態様で、上記押圧カフが上記被測定部位を取り巻く領域の外部へ引き出されている。したがって、上記押圧カフの圧力によって上記センシングカフを介して上記被測定部位の動脈を圧迫するのを、上記第１流体配管が妨げることがない。また、上記センシングカフが上記動脈から圧脈波を受けるのを、上記第１流体配管が妨げることがない。
【0029】
一実施形態の電子血圧計では、
上記押圧カフは、上記センシングカフに対向する領域の一部に厚さ方向に貫通した貫通孔を有し、
上記第１流体配管は、上記センシングカフから上記押圧カフの上記貫通孔を通して、上記押圧カフの外周側へ引き出されている
ことを特徴とする。
上記押圧カフは、上記センシングカフに対向する領域の一部に厚さ方向に貫通した貫通孔を有し、
上記第１流体配管は、上記センシングカフから上記押圧カフの上記貫通孔を通して、上記押圧カフの外周側へ引き出されている
ことを特徴とする。
【0030】
上記押圧カフ（および上記センシングカフ）について「厚さ方向」とは、上記被測定部位にカフが装着された状態で、上記被測定部位の外周面に対して垂直な方向を指す。
【0031】
この一実施形態の電子血圧計では、上記第１流体配管は、上記センシングカフから上記押圧カフの上記貫通孔を通して、上記押圧カフの外部へ引き出されている。したがって、上記押圧カフの圧力によって上記センシングカフを介して上記被測定部位の動脈を圧迫するのを、上記第１流体配管が妨げることがない。また、上記センシングカフが上記動脈から圧脈波を受けるのを、上記第１流体配管が妨げることがない。
【0032】
一実施形態の電子血圧計では、上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体が予め定められた量だけ封入されていることを特徴とする。
【0033】
「予め定められた量」とは、例えば、上記センシングカフをなす袋が上記押圧カフの圧力によって厚さ方向に潰れて、上記袋をなすシートが密接してしまうような事態を、避けられる程度の量を指す。そのような事態を避けることにより、上記センシングカフは、上記押圧カフの圧力によって上記圧力伝達用の流体を介して上記被測定部位の動脈を確実に圧迫する一方、上記動脈から圧脈波を確実に受けることができる。
【0034】
この一実施形態の電子血圧計では、上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体が予め定められた量だけ封入されている。したがって、例えば、血圧測定の都度、上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体を封入するための手間を、省略することができる。
【0035】
一実施形態の電子血圧計では、血圧測定の都度、上記圧力制御部による上記押圧カフの加圧開始に先立って、上記センシングカフに上記第１流体配管を介して上記圧力伝達用の流体を予め定められた量だけ供給して封入する一方、上記血圧算出部による上記血圧値の算出完了後に上記センシングカフから上記第１流体配管を介して上記圧力伝達用の流体を排出する制御を行う流体収容制御部を備えたことを特徴とする。
【0036】
この一実施形態の電子血圧計では、血圧測定の都度、上記押圧カフの加圧開始に先立って、上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体を自動的に封入できる。また、上記血圧値の算出完了後に上記センシングカフから上記圧力伝達用の流体を自動的に排出できる。
【0037】
一実施形態の電子血圧計では、
上記圧力制御部は、上記押圧カフに上記第２流体配管を介して上記加圧用の流体として空気を供給するためのポンプと、上記押圧カフから上記第２流体配管を介して上記空気を排出するための排出弁とを含み、
上記流体収容制御部は、上記第１流体配管と上記第２流体配管との間に接続された切換弁を含み、この切換弁は、上記第１流体配管と上記第２流体配管とを切り離した状態にする第１位置と、上記第１流体配管と上記第２流体配管とを流体流通可能にするとともに上記押圧カフを封じた状態にする第２位置とをとり得るようになっており、
上記流体収容制御部は、
上記圧力制御部による上記押圧カフの加圧開始に先立って、上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体を供給して封入するとき、上記切換弁を上記第２位置に切り換えて、上記ポンプを用いて上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体として空気を供給し、
上記圧力制御部による上記押圧カフの加圧または減圧中に、上記切換弁を上記第１位置に維持し、
上記血圧算出部による上記血圧値の算出完了後に上記センシングカフから上記圧力伝達用の流体を排出するとき、上記切換弁を上記第２位置に切り換えて、上記排出弁を用いて上記センシングカフから上記空気を排出するようになっている
ことを特徴とする血圧計。
上記圧力制御部は、上記押圧カフに上記第２流体配管を介して上記加圧用の流体として空気を供給するためのポンプと、上記押圧カフから上記第２流体配管を介して上記空気を排出するための排出弁とを含み、
上記流体収容制御部は、上記第１流体配管と上記第２流体配管との間に接続された切換弁を含み、この切換弁は、上記第１流体配管と上記第２流体配管とを切り離した状態にする第１位置と、上記第１流体配管と上記第２流体配管とを流体流通可能にするとともに上記押圧カフを封じた状態にする第２位置とをとり得るようになっており、
上記流体収容制御部は、
上記圧力制御部による上記押圧カフの加圧開始に先立って、上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体を供給して封入するとき、上記切換弁を上記第２位置に切り換えて、上記ポンプを用いて上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体として空気を供給し、
上記圧力制御部による上記押圧カフの加圧または減圧中に、上記切換弁を上記第１位置に維持し、
上記血圧算出部による上記血圧値の算出完了後に上記センシングカフから上記圧力伝達用の流体を排出するとき、上記切換弁を上記第２位置に切り換えて、上記排出弁を用いて上記センシングカフから上記空気を排出するようになっている
ことを特徴とする血圧計。
【0038】
この一実施形態の電子血圧計では、比較的少ない部品で、上記センシングカフに上記圧力伝達用の流体として空気を自動的に封入でき、また、上記センシングカフから上記空気を自動的に排出できる。
【0039】
一実施形態の電子血圧計では、
データを記憶し得る記憶部を備え、
上記血圧算出部は、
上記拍毎に上記ピーク点の圧力から上記立ち上がり開始点の圧力を差し引いた差分を脈波振幅として算出し、各脈波振幅のデータを、その脈波振幅を示した時点の上記押圧カフの圧力を表すデータと対応付けて時系列で上記記憶部に記憶させ、
上記記憶部の記憶内容を参照して、上記圧力の変化過程で上記脈波振幅が最大値を示した時点を、上記第２時点として決定する
ことを特徴とする。
データを記憶し得る記憶部を備え、
上記血圧算出部は、
上記拍毎に上記ピーク点の圧力から上記立ち上がり開始点の圧力を差し引いた差分を脈波振幅として算出し、各脈波振幅のデータを、その脈波振幅を示した時点の上記押圧カフの圧力を表すデータと対応付けて時系列で上記記憶部に記憶させ、
上記記憶部の記憶内容を参照して、上記圧力の変化過程で上記脈波振幅が最大値を示した時点を、上記第２時点として決定する
ことを特徴とする。
【0040】
通常は上記センシングカフが受ける上記圧脈波にはノイズが乗っているので、上記立ち上がり開始点の圧力がゼロレベル（ノイズに埋もれている）と正の値との間で遷移する時点（第２時点）を決定するのは困難な場合がある。そこで、この一実施形態の電子血圧計では、上記血圧算出部は、上記拍毎に上記ピーク点の圧力から上記立ち上がり開始点の圧力を差し引いた差分を脈波振幅として算出し、上記圧力の変化過程での各脈波振幅のデータを、その脈波振幅を示した時点の上記押圧カフの圧力のデータと対応付けて時系列で上記記憶部に記憶させる。そして、上記血圧算出部は、上記記憶部の記憶内容を参照して、上記圧力の変化過程で上記脈波振幅が最大値を示した時点を、上記第２時点として決定する。この結果、この決定された第２時点に対応する上記押圧カフの圧力が、上記拡張期血圧値として求められる。ここで、上記脈波振幅が最大値を示したか否かは、上記脈波振幅同士の比較によって判定されるので、ゼロレベル（ノイズに埋もれている）との比較による場合に比して、精度良く判定され得る。したがって、この一実施形態の電子血圧計では、上記第２時点を精度良く決定でき、これにより、上記拡張期血圧値を精度良く求めることができる。
【0041】
一実施形態の電子血圧計では、
上記血圧算出部は、
上記脈波振幅の上記最大値に対して予め定められた比率を乗算して、上記第１時点を決定するための閾値レベルを設定し、
上記記憶部の記憶内容を参照して、上記圧力の変化過程で、上記脈波振幅が上記閾値レベルを横切った時点を、上記第１時点として決定する
ことを特徴とする。
上記血圧算出部は、
上記脈波振幅の上記最大値に対して予め定められた比率を乗算して、上記第１時点を決定するための閾値レベルを設定し、
上記記憶部の記憶内容を参照して、上記圧力の変化過程で、上記脈波振幅が上記閾値レベルを横切った時点を、上記第１時点として決定する
ことを特徴とする。
【0042】
「予め定められた比率」は、実際のノイズレベルを超える一方、上記第１時点を精度良く決定するためになるべく少なく設定される。上記脈波振幅の上記最大値に対して、「予め定められた比率」は、例えば０．１程度に設定される。
【0043】
通常は上記センシングカフが受ける上記圧脈波にはノイズが乗っているので、上記ピーク点の圧力がゼロレベル（ノイズに埋もれている）と正の値との間で遷移する時点（第１時点）を決定するのは困難な場合がある。そこで、この一実施形態の電子血圧計では、上記血圧算出部は、上記脈波振幅の上記最大値に対して予め定められた比率を乗算して、上記第１時点を決定するための閾値レベルを設定する。そして、上記血圧算出部は、上記記憶部の記憶内容を参照して、上記圧力の変化過程で、上記脈波振幅が上記閾値レベルを横切った時点を、上記第１時点として決定する。この結果、この決定された第１時点に対応する上記押圧カフの圧力が、上記収縮期血圧値として求められる。ここで、上記脈波振幅が上記閾値レベルを横切ったか否かは、上記脈波振幅と上記設定された閾値レベルとの比較によって判定されるので、ゼロレベル（ノイズに埋もれている）との比較による場合に比して、精度良く判定され得る。したがって、この一実施形態の電子血圧計では、上記第１時点を精度良く決定でき、これにより、上記収縮期血圧値を精度良く求めることができる。
【0044】
一実施形態の電子血圧計では、上記血圧算出部は、上記拍毎に上記脈波振幅を算出した後、予め定められた複数拍にわたる移動平均をとって上記脈波振幅を平滑化し、この平滑化された上記脈波振幅を時系列で上記記憶部に記憶させることを特徴とする。
【0045】
「予め定められた複数拍」とは、例えば５拍である。
【0046】
通常は１拍毎に血圧は変動しているので、その影響を受けて上記脈波振幅も変動する。そこで、この一実施形態の電子血圧計では、上記血圧算出部は、上記拍毎に上記脈波振幅を算出した後、複数拍にわたる移動平均をとって上記拍毎に上記脈波振幅を平滑化し、この平滑化された上記脈波振幅を時系列で上記記憶部に記憶させる。この結果、平滑化された上記脈波振幅が時系列で上記記憶部に記憶される。これにより、上記収縮期血圧値、上記拡張期血圧値を精度良く求めることができる。
【0047】
別の局面では、この開示の血圧測定方法は、
上記電子血圧計によって被測定部位の血圧を非侵襲で測定する血圧測定方法であって、
上記血圧算出部によって、
上記圧力制御部による上記押圧カフの圧力の変化過程での、上記第１圧力センサからの上記センシングカフの圧力を表すデータと、上記第２圧力センサからの上記押圧カフの圧力を表すデータとを取得し、
上記圧力の変化過程での上記センシングカフの圧力を表すデータから上記押圧カフの圧力を表すデータの直流成分又は上記直流成分に近似した値を減算して、上記圧脈波が拍毎に示す立ち上がり開始点の圧力とピーク点の圧力とを求め、
上記圧力の変化過程で上記拍毎の上記ピーク点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第１時点を求め、この第１時点の上記押圧カフの圧力を収縮期血圧値として求めるとともに、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第２時点を求め、この第２時点の上記押圧カフの圧力を拡張期血圧値として求める
ことを特徴とする。
上記電子血圧計によって被測定部位の血圧を非侵襲で測定する血圧測定方法であって、
上記血圧算出部によって、
上記圧力制御部による上記押圧カフの圧力の変化過程での、上記第１圧力センサからの上記センシングカフの圧力を表すデータと、上記第２圧力センサからの上記押圧カフの圧力を表すデータとを取得し、
上記圧力の変化過程での上記センシングカフの圧力を表すデータから上記押圧カフの圧力を表すデータの直流成分又は上記直流成分に近似した値を減算して、上記圧脈波が拍毎に示す立ち上がり開始点の圧力とピーク点の圧力とを求め、
上記圧力の変化過程で上記拍毎の上記ピーク点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第１時点を求め、この第１時点の上記押圧カフの圧力を収縮期血圧値として求めるとともに、上記拍毎の上記立ち上がり開始点の圧力がゼロレベルと正の値との間で遷移する第２時点を求め、この第２時点の上記押圧カフの圧力を拡張期血圧値として求める
ことを特徴とする。
【0048】
この開示の血圧測定方法によれば、被測定部位の血圧を非侵襲で原理的に正しく測定できる。
【0049】
さらに別の局面では、この開示の電子血圧計は、
被測定部位の血圧を非侵襲で測定する電子血圧計であって、
加圧用の流体の供給を受けて上記被測定部位を圧迫するために、上記被測定部位の周方向に沿って取り巻いて装着される袋状の押圧カフと、
上記押圧カフよりも内周側で上記被測定部位の動脈に対向すべき部分に配置され、上記押圧カフとは別に、圧力伝達用の流体を収容する袋状のセンシングカフとを備え、このセンシングカフは、上記押圧カフの圧力によって上記圧力伝達用の流体を介して上記被測定部位の動脈を圧迫する一方、上記動脈から圧脈波を受けるようになっており、
上記センシングカフの圧力を検出する第１圧力センサと、
上記押圧カフの圧力を検出する第２圧力センサと、
上記押圧カフに上記加圧用の流体を供給し、または上記押圧カフから上記加圧用の流体を排出して、上記押圧カフの圧力を制御する圧力制御部と、
上記圧力制御部による上記押圧カフの圧力の変化過程での、上記第１圧力センサからの上記センシングカフの圧力を表すデータと、上記第２圧力センサからの上記押圧カフの圧力を表すデータとに基づいて、血圧値を算出する血圧算出部とを備え、
上記血圧算出部は、
上記圧力の変化過程での上記センシングカフの圧力を表すデータから上記押圧カフの圧力を表すデータの直流成分又は上記直流成分に近似した値を減算して、上記圧脈波が拍毎に示す立ち上がり開始点の圧力とピーク点の圧力とを求め、
時間を表す横軸と圧力を表す縦軸とで定められる座標平面上で、上記圧力の変化の過程での上記拍毎の上記ピーク点をつないだ第１曲線がゼロレベルと正の値との間で遷移する点に相当する第１時点を求め、この第１時点での上記押圧カフの圧力を収縮期血圧値として求めるとともに、上記座標平面上で、上記圧力の変化の過程での上記拍毎の上記立ち上がり開始点をつないだ第２曲線がゼロレベルと正の値との間で遷移する点に相当する第２時点を求め、この第２時点での上記押圧カフの圧力を拡張期血圧値として求める
ことを特徴とする。
被測定部位の血圧を非侵襲で測定する電子血圧計であって、
加圧用の流体の供給を受けて上記被測定部位を圧迫するために、上記被測定部位の周方向に沿って取り巻いて装着される袋状の押圧カフと、
上記押圧カフよりも内周側で上記被測定部位の動脈に対向すべき部分に配置され、上記押圧カフとは別に、圧力伝達用の流体を収容する袋状のセンシングカフとを備え、このセンシングカフは、上記押圧カフの圧力によって上記圧力伝達用の流体を介して上記被測定部位の動脈を圧迫する一方、上記動脈から圧脈波を受けるようになっており、
上記センシングカフの圧力を検出する第１圧力センサと、
上記押圧カフの圧力を検出する第２圧力センサと、
上記押圧カフに上記加圧用の流体を供給し、または上記押圧カフから上記加圧用の流体を排出して、上記押圧カフの圧力を制御する圧力制御部と、
上記圧力制御部による上記押圧カフの圧力の変化過程での、上記第１圧力センサからの上記センシングカフの圧力を表すデータと、上記第２圧力センサからの上記押圧カフの圧力を表すデータとに基づいて、血圧値を算出する血圧算出部とを備え、
上記血圧算出部は、
上記圧力の変化過程での上記センシングカフの圧力を表すデータから上記押圧カフの圧力を表すデータの直流成分又は上記直流成分に近似した値を減算して、上記圧脈波が拍毎に示す立ち上がり開始点の圧力とピーク点の圧力とを求め、
時間を表す横軸と圧力を表す縦軸とで定められる座標平面上で、上記圧力の変化の過程での上記拍毎の上記ピーク点をつないだ第１曲線がゼロレベルと正の値との間で遷移する点に相当する第１時点を求め、この第１時点での上記押圧カフの圧力を収縮期血圧値として求めるとともに、上記座標平面上で、上記圧力の変化の過程での上記拍毎の上記立ち上がり開始点をつないだ第２曲線がゼロレベルと正の値との間で遷移する点に相当する第２時点を求め、この第２時点での上記押圧カフの圧力を拡張期血圧値として求める
ことを特徴とする。
【0050】
ここで、「座標平面上で、（中略）第１曲線がゼロレベルと正の値との間で遷移する点に相当する第１時点を求め」るとは、第１時点を求めれば足り、必ずしも、上記座標平面上に上記第１曲線を描く処理を行うことを要しない。同様に、「座標平面上で、（中略）第２曲線がゼロレベルと正の値との間で遷移する点に相当する第２時点を求め」るとは、第２時点を求めれば足り、必ずしも、上記座標平面上に上記第２曲線を描く処理を行うことを要しない。
【0051】
「第１時点」、「第２時点」とは、それらの時点を互いに区別するための便宜上の名称であり、必ずしもそれらの時点の前後を意味しない。
【0052】
この開示の電子血圧計によれば、被測定部位の血圧を非侵襲で原理的に正しく測定できる。
【発明の効果】
【0053】
以上より明らかなように、この開示の電子血圧計および血圧測定方法によれば、被測定部位の血圧を非侵襲で原理的に正しく測定できる。
【図面の簡単な説明】
【0054】
【図1】この発明の一実施形態の電子血圧計（以下、「血圧計」と略称する。）のブロック構成を示す図である。
【図5】図５（Ａ）は、減圧過程における上記押圧カフの圧力Ｐｃを表すデータと上記センシングカフの圧力Ｐｓを表すデータとを併せて示す図である。図５（Ｂ）は、上記センシングカフの圧力Ｐｓを表すデータから上記押圧カフの圧力Ｐｃを表すデータの直流成分を減算して得られた圧脈波ＰＷの波形（圧力）を表すデータを、カフ圧Ｐｃを横軸にとって示す図である。
【図7】上記血圧計による血圧算出の仕方を原理的に説明する図である。
【図8】動脈の内外圧差と動脈の容積との対応関係（管法則）を示す図である。
【図12】図１２（Ａ）は、図１１の血圧計を構成するカフが被測定部位に装着された状態の断面を、エア配管系とともに示す図である。図１２（Ｂ）は、上記エア配管系に含まれた切換弁が第２位置（作動位置）に切り換えられた状態を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【0055】
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。
【0056】
（血圧計の構成）
図１は、この発明の一実施形態の血圧計１の概略的なブロック構成を示している。この血圧計１は、大別して、手首または上腕などの被測定部位（この例では、上腕とする。）に装着されるカフ２０と、本体１０とを備えている。
図１は、この発明の一実施形態の血圧計１の概略的なブロック構成を示している。この血圧計１は、大別して、手首または上腕などの被測定部位（この例では、上腕とする。）に装着されるカフ２０と、本体１０とを備えている。
【0057】
カフ２０は、加圧用の流体としての空気の供給を受けて被測定部位９０を圧迫するための袋状の押圧カフ２３と、この押圧カフ２３とは別に、圧力伝達用の流体としての空気を収容する袋状のセンシングカフ２１とを含んでいる。
【0058】
本体１０は、制御部としてのＣＰＵ（Central Processing Unit）１１０と、表示器５０と、記憶部としてのメモリ５１と、操作部５２と、電源部５３と、第１圧力センサ３０と、第２圧力センサ３１と、ポンプ３２と、排出弁３３とを搭載している。さらに、本体１０は、アナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路３００，３１０と、ポンプ３２を駆動するポンプ駆動回路３２０と、排出弁３３を駆動する弁駆動回路３３０とを搭載している。第１圧力センサ３０につながるエア配管３７ａは、可撓性を有する第１エア配管３７として、センシングカフ２１に流体流通可能に接続されている（この例では、エア配管３７ａを含めて第１エア配管３７と総称する。）。第２圧力センサ３１、ポンプ３２、排出弁３３にそれぞれつながるエア配管３８ａ，３８ｂ，３８ｃは、１本に合流して可撓性を有する第２エア配管３８として、押圧カフ２３に流体流通可能に接続されている（この例では、エア配管３８ａ，３８ｂ，３８ｃを含めて第２エア配管３８と総称する。）。この例では、第１エア配管３７、第２エア配管３８は、それぞれ第１流体配管、第２流体配管を構成している。この例では、第１エア配管３７と第２エア配管３８とは、互いに完全に離間している。したがって、例えばセンシングカフ２１につながる第１エア配管３７の圧力に含まれた変動成分（例えば、動脈からの圧脈波による）が、押圧カフ２３につながる第２エア配管３８の圧力にノイズとして混入するのを抑制できる。逆に、押圧カフ２３につながる第２エア配管３８の圧力に含まれた変動成分（主に、ポンプ３２の振動による）が、センシングカフ２１につながる第１エア配管３７の圧力にノイズとして混入するのを抑制できる。以下では、第１エア配管３７と第２エア配管３８とを併せて、適宜、エア配管系３７，３８と呼ぶ。
【0059】
表示器５０は、ディスプレイおよびインジケータ等を含み、ＣＰＵ１１０からの制御信号に従って所定の情報（例えば、血圧測定結果など）を表示する。
【0060】
操作部５２は、この例では、血圧の測定開始／停止の指示を受け付けるための測定スイッチ５２Ａと、過去の測定結果を呼び出すためのメモリスイッチ５２Ｂとを有する。これらのスイッチ５２Ａ，５２Ｂは、ユーザによる指示に応じた操作信号をＣＰＵ１１０に入力する。
【0061】
メモリ５１は、血圧計１を制御するためのプログラムのデータ、血圧計１を制御するために用いられるデータ、血圧計１の各種機能を設定するための設定データ、および血圧値の測定結果のデータなどを記憶する。また、メモリ５１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。
【0062】
電源部５３は、ＣＰＵ１１０、第１圧力センサ３０、第２圧力センサ３１、ポンプ３２、排出弁３３、表示器５０、メモリ５１、Ａ／Ｄ変換回路３００，３１０、ポンプ駆動回路３２０、および弁駆動回路３３０を含むこの血圧計１の各部に電力を供給する。
【0063】
ポンプ３２は、カフ２０に内包された押圧カフ２３の圧力（これを符号「Ｐｃ」で表す。）を加圧するために、第２エア配管３８を介して、押圧カフ２３に流体としての空気を供給する。排出弁３３は、第２エア配管３８を介して、押圧カフ２３の空気を排出し、または封入して、押圧カフ２３の圧力Ｐｃを制御するために開閉される。ポンプ駆動回路３２０は、ポンプ３２をＣＰＵ１１０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３３０は、排出弁３３をＣＰＵ１１０から与えられる制御信号に基づいて開閉する。
【0064】
第１圧力センサ３０は、この例ではピエゾ抵抗式圧力センサであり、第１エア配管３７を介して、センシングカフ２１の圧力（これを符号「Ｐｓ」で表す。）を検出する。第１圧力センサ３０が出力するセンシングカフ２１の圧力Ｐｓは、Ａ／Ｄ変換回路３００によってアナログ信号からデジタル信号に変換されて、ＣＰＵ１１０に入力される。また、第２圧力センサ３１は、第１圧力センサ３０と同様にピエゾ抵抗式圧力センサであり、第２エア配管３８を介して、押圧カフ２３の圧力Ｐｃを検出する。第２圧力センサ３１が出力する押圧カフ２３の圧力Ｐｃは、Ａ／Ｄ変換回路３１０によってアナログ信号からデジタル信号に変換されて、ＣＰＵ１１０に入力される。
【0065】
ＣＰＵ１１０は、制御部として、この血圧計１全体の動作を制御する。具体的には、ＣＰＵ１１０は、メモリ５１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圧力制御部として働いて、操作部５２からの操作信号に応じて、ポンプ３２や排出弁３３を駆動する制御を行う。また、ＣＰＵ１１０は、血圧算出部として働いて、第１圧力センサ３０からのセンシングカフ２１の圧力Ｐｓを表すデータと、第２圧力センサ３１からの押圧カフ２３の圧力Ｐｃを表すデータとに基づいて、血圧値を算出し、表示器５０およびメモリ５１を制御する。具体的な血圧測定の仕方については後述する。
【0066】
図２は、血圧計１を構成するカフ２０（センシングカフ２１と押圧カフ２３を含む）が被測定部位９０に装着された状態の断面を、エア配管系３７，３８とともに示している。図２によって分かるように、カフ２０は、概ね、最外周に位置する帯状の外布２９と、この外布２９の被測定部位９０に対向する側（内周側）の面２９ｉに沿って設けられた既述の押圧カフ２３と、この押圧カフ２３の被測定部位９０に対向する側（内周側）の面２３ｉに沿って設けられた背板２２と、この背板２２の被測定部位９０に対向する側（内周側）の面２２ｉに沿って設けられた既述のセンシングカフ２１とを備えている。
【0067】
ここで、図２には、理解の容易のために、カフ２０の「長手方向Ｙ」、「幅方向Ｘ」、「厚さ方向Ｚ」を示すＸＹＺ直交座標系を併せて表している。カフ２０について、「長手方向Ｙ」は、外布２９が帯状に延在する方向を意味し、装着状態では被測定部位９０を取り巻く周方向に相当する。また、「幅方向Ｘ」は、外布２９に沿った面内で長手方向Ｙに対して垂直な方向を意味し、装着状態では被測定部位９０を動脈９１が通る方向に相当する。「上流側」、「下流側」とは、動脈９１を流れる血流に関してそれぞれ上流側、下流側を意味する。また、「厚さ方向Ｚ」は、長手方向Ｙと幅方向Ｘとの両方（つまり、外布２９）に対して垂直な方向であり、装着状態では被測定部位９０の外周面９０aに対して垂直な方向に相当する。このＸＹＺ直交座標系は、後述の図９（Ａ）、図１０（Ａ）、図１０（Ｂ）、図１０（Ｃ）、および図１２（Ａ）にも表されている。
【0068】
図９（Ａ）は、カフ２０を展開した状態で、カフ２０の平面レイアウトを模式的に示している。この平面レイアウトに示すように、外布２９は、この例では長手方向Ｙ（図９（Ａ）における横方向）に延在する帯状（この例では、丸角の長方形）の形状を有している。外布２９は、湾曲または屈曲可能であるが、血圧測定時にセンシングカフ２１と押圧カフ２３が被測定部位９０から遠ざかる向きに膨張するのを全体として規制するために、実質的に伸縮しないように構成されている。ここで、「布」とは、編まれたものに限られず、樹脂の一層または複数層からなっていてもよい。外布２９の長手方向の寸法は、この例では被測定部位９０としての上腕の周囲長よりも長く設定されている。
【0069】
押圧カフ２３は、外布２９に沿った面内で、丸角の長方形の形状を有している。押圧カフ２３の平面寸法は、動脈９１を押圧して一時的に止血するためにある程度の長さ、幅が要求される。この例（上腕用のカフの例）では、押圧カフ２３の平面寸法は、例えば長手方向Ｙの寸法が２４ｃｍ、幅方向Ｘの寸法（図２中にＸ２３で表す）が１３ｃｍに設定されている。この例では、押圧カフ２３は、厚さ方向Ｚに一対のシート（この例では、伸縮可能なポリウレタンシート）を対向させ、それらの一対のシートの周縁部を、第２エア配管３８の端部近傍を挟んで互いに溶着することによって、袋状に構成されている。
【0070】
背板２２は、この例では厚さ１ｍｍ程度の板状の樹脂（この例では、ポリプロピレン）からなっている。背板２２の形状、平面寸法は、この例では、それぞれ次に述べるセンシングカフ２１の形状、平面寸法と略同じに設定されている。この背板２２は、押圧カフ２３とセンシングカフ２１との間に介挿されていることから、押圧カフ２３の圧力Ｐｃをセンシングカフ２１へ確実に伝えることができる。したがって、センシングカフ２１は、押圧カフ２３の圧力Ｐｃによって、センシングカフ２１が収容している空気（圧力伝達用の流体）を介して被測定部位９０の動脈９１を確実に圧迫することができる。これとともに、背板２２は、押圧カフ２３とセンシングカフ２１との間で圧力の変動成分が伝わるのを遮断する。したがって、例えばセンシングカフ２１の圧力Ｐｓに含まれた変動成分（例えば、動脈９１からの圧脈波による）が押圧カフ２３の圧力Ｐｃにノイズとして混入するのを抑制できる。逆に、押圧カフ２３の圧力Ｐｃに含まれた変動成分がセンシングカフ２１の圧力Ｐｓにノイズとして混入するのを抑制できる。
【0071】
センシングカフ２１は、図９（Ａ）に示すように、外布２９（および押圧カフ２３）に沿った面内で、この例では丸角の長方形の形状を有している。この例では、センシングカフ２１は、厚さ方向Ｚに一対のシート（この例では、伸縮可能なポリウレタンシート）を対向させ、それらの一対のシートの周縁部を、第１エア配管３７の端部近傍を挟んで互いに溶着することによって、袋状に構成されている。ここで、センシングカフ２１の幅方向Ｘの寸法は、押圧カフ２３の圧力Ｐｃが収縮期血圧値ＳＹＳになったときに動脈９１が圧閉される圧閉距離Ｄｐ（一般的なカフ２０′について図１７（Ａ）中に示す）よりも短いのが望ましい。図９（Ａ）の例（上腕用のカフの例）では、センシングカフ２１の平面寸法は、例えば長手方向Ｙの寸法が７ｃｍ、幅方向Ｘの寸法（図２中にＸ２１で表す）が４ｃｍに設定されている。この構造により、センシングカフ２１によって取得される圧脈波（の振幅）として、押圧カフ２３の圧力Ｐｃが十分にかかっている箇所の動脈９１の容積変化のみが反映されることになる。したがって、血圧の測定精度が良くなる。
【0072】
なお、原理的には、センシングカフ２１の平面寸法が動脈９１の直径以上であれば、血圧測定が可能になる。ただし、カフ２０を被測定部位９０に装着する際に位置ずれが発生することを考慮すると、センシングカフ２１の平面寸法は、例えば１ｃｍ×１ｃｍ以上に設定される。
【0073】
図２中に示すように、被測定部位９０の動脈９１が通る方向に沿った幅方向Ｘに関して、センシングカフ２１が占める範囲Ｘ２１は、押圧カフ２３の幅方向寸法Ｘ２３のうち動脈９１の上流側から予め定められた１／３の範囲Ｘｂを除いた残りの２／３の範囲Ｘａ内にある。仮に、押圧カフ２３の幅方向Ｘに関して、センシングカフ２１が占める範囲Ｘ２１が、動脈９１の上流側から押圧カフ２３の幅方向寸法Ｘ２３のうち１／３の範囲Ｘｂ内にあるものとする。すると、例えば減圧過程で押圧カフ２３の圧力Ｐｃが収縮期血圧値ＳＹＳよりも高い圧力区間内にあって動脈９１の血流は停止されている場合であっても、動脈９１の上流側から押圧カフ２３の直下へ向かう脈波が、第１圧力センサ３０が検出するセンシングカフ２１の圧力Ｐｓにノイズとして混入する可能性がある。そこで、この例では、押圧カフ２３の幅方向Ｘに関して、センシングカフ２１が占める範囲Ｘ２１は、押圧カフ２３の幅方向寸法のうち動脈９１の上流側から１／３の範囲Ｘｂを除いた残りの２／３の範囲Ｘａ内に設定されている。したがって、例えば減圧過程で押圧カフ２３の圧力Ｐｃが収縮期血圧値ＳＹＳよりも高い圧力区間内にあって動脈９１の血流は停止されている場合に、動脈９１の上流側から押圧カフ２３の直下へ向かう脈波が、第１圧力センサ３０が検出するセンシングカフ２１の圧力Ｐｓにノイズとして混入するのを抑制できる。
【0074】
図２および図９（Ａ）の例では、なるべく測定の邪魔にならないように、第１エア配管３７、第２エア配管３８は、それぞれセンシングカフ２１、押圧カフ２３の下流側に相当する辺から、カフ２０の幅方向Ｘに沿って外部へ引き出されている。
【0075】
なお、図１０（Ｃ）に示すように、外布２９と、伸縮自在な内布２８とを対向させて袋状に構成し、その袋内に、押圧カフ２３と、背板２２と、センシングカフ２１とを一体に収容してもよい。外布２９の周縁部と内布２８の周縁部（つまり、カフ２０の周縁部）２０ｅは、上述の第１エア配管３７、第２エア配管３８を挟んで、縫製または溶着により互いに取り付けるものとする。これにより、カフ２０を一体に取り扱うことができ、また、上記袋内に収容されたセンシングカフ２１等を保護することができる。
【0076】
（血圧測定方法）
図３は、血圧計１による血圧測定の概略的な動作フローを示している。この動作フローは、減圧過程で血圧算出を行うフローになっている。
図３は、血圧計１による血圧測定の概略的な動作フローを示している。この動作フローは、減圧過程で血圧算出を行うフローになっている。
【0077】
カフ２０が被測定部位（この例では、上腕）９０に装着された装着状態（図２参照）で、ユーザ（被験者）が本体１０に設けられた測定スイッチ５２Ａをオンして測定開始を指示すると、図３のステップＳ１に示すように、ＣＰＵ１１０は、圧力センサを初期化する。具体的には、ＣＰＵ１１０は、処理用メモリ領域を初期化するとともに、ポンプ３２を停止し、排出弁３３を開いた状態で、第１圧力センサ３０および第２圧力センサ３１の０ｍｍＨｇ調整（大気圧を０ｍｍＨｇに設定する。）を行う。
【0078】
なお、この例では、血圧計１の製造段階で、センシングカフ２１（および第１エア配管３７）に、圧力伝達用の流体としての空気が予め定められた量だけ封入されているものとする。したがって、例えば、血圧測定の都度、センシングカフ２１に空気を封入するための手間を、省略することができる。ここで、「予め定められた量」とは、例えば、センシングカフ２１をなす袋が押圧カフ２３の圧力Ｐｃによって厚さ方向Ｚに潰れて、上記袋をなすシートが密接してしまうような事態を、避けられる程度の量を指す。そのような事態を避けることにより、センシングカフ２１は、押圧カフ２３の圧力Ｐｃによって上記圧力伝達用の流体としての空気を介して被測定部位９０の動脈９１を確実に圧迫する一方、動脈９１から圧脈波を確実に受けることができる。
【0079】
次に、図３のステップＳ２で、ＣＰＵ１１０は、弁駆動回路３３０を介して排出弁３３を閉じる。続いて、ステップＳ３で、ＣＰＵ１１０は圧力制御部として働いて、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を駆動して、カフ２０（正確には、押圧カフ２３）の加圧を開始する（加圧過程）。ＣＰＵ１１０は、ポンプ３２から第２エア配管３８を通して押圧カフ２３に空気を供給しながら、第２圧力センサ３１の出力に基づいて、加圧速度を略一定（例えば、２０ｍｍＨｇ／ｓｅｃ～４０ｍｍＨｇ／ｓｅｃの範囲内）に制御する。これにより、図５（Ａ）中の加圧期間ｔＰに示すように、押圧カフ２３の圧力Ｐｃが略直線的に上昇する。押圧カフ２３によって背板２２を介してセンシングカフ２１が被測定部位９０へ向かって押圧されることから、センシングカフ２１の圧力Ｐｓも、押圧カフ２３の圧力Ｐｃに伴って上昇する。
【0080】
次に、図３のステップＳ４で、ＣＰＵ１１０は、押圧カフ２３の圧力Ｐｃが予め定められた圧力（所定圧）（図５（Ａ）中にＰｕで示す）に達したか否かを判断する。ここで、所定圧Ｐｕは、被験者の想定される収縮期血圧値ＳＹＳよりも十分に高く設定されているものとする。この例では、所定圧Ｐｕは１５０ｍｍＨｇに設定されている。押圧カフ２３の圧力Ｐｃが所定圧Ｐｕに達していなければ（図３のステップＳ４でＮＯ）、ＣＰＵ１１０は、ステップＳ３に戻って、加圧を継続する。押圧カフ２３の圧力Ｐｃが所定圧Ｐｕに達したら（図３のステップＳ４でＹＥＳ）、ステップＳ５で、ＣＰＵ１１０は、ポンプ３２を停止する。
【0081】
次に、図３のステップＳ６で、ＣＰＵ１１０は圧力制御部として働いて、弁駆動回路３３０を介して排出弁３３を徐々に開く。これにより、ＣＰＵ１１０は、第２圧力センサ３１の出力に基づいて、図５（Ａ）中の減圧期間ｔＤに示すように、押圧カフ２３の圧力Ｐｃを一定速度（この例では、５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）で徐々に減圧していく（減圧過程）。この減圧過程で、図３のステップＳ７に示すように、ＣＰＵ１１０は血圧算出部として働いて、この時点で取得されている第１圧力センサ３０からのセンシングカフ２１の圧力Ｐｓを表すデータと、第２圧力センサ３１からの押圧カフ２３の圧力Ｐｃを表すデータとに基づいて、血圧値（収縮期血圧値ＳＹＳと拡張期血圧値ＤＩＡ）の算出を試みる。すなわち、ＣＰＵ１１０は、減圧過程でのセンシングカフ２１の圧力Ｐｓを表すデータから押圧カフ２３の圧力Ｐｃを表すデータの直流成分（生データからローパスフィルタを介して抽出され得る）を、それらのデータの発生時を互いに対応付けた上で減算して、図５（Ｂ）および図６中に示すように、圧脈波ＰＷが拍毎に示す立ち上がり開始点ＰＷａの圧力とピーク点ＰＷｐの圧力とを求める。そして、ＣＰＵ１１０は、図５（Ｂ）および図６中に示すように、この減圧過程で、拍毎のピーク点ＰＷｐの圧力がゼロレベルから正の値を示し始めた第１時点ｔ１の押圧カフ２３の圧力Ｐｃを収縮期血圧値ＳＹＳとして求めるとともに、拍毎の立ち上がり開始点ＰＷａの圧力がゼロレベルから正の値を示し始めた第２時点ｔ２の押圧カフ２３の圧力Ｐｃを拡張期血圧値ＤＩＡとして求める（なお、図６は、図５（Ｂ）のうち第２時点ｔ２に相当する部分の近傍、言い換えれば横軸のカフ圧Ｐｃが拡張期血圧値ＤＩＡに相当する部分の近傍を拡大して示している。）。なお、血圧算出の原理、および、より具体的な血圧算出の仕方については、後に詳述する。
【0082】
この時点で、データ不足のために未だ血圧値を算出できない場合は（図３のステップＳ８でＮＯ）、ステップＳ６～Ｓ８の処理を繰り返す。
【0083】
このようにして血圧値の算出ができたら（ステップＳ８でＹＥＳ）、ステップＳ９で、ＣＰＵ１１０は、弁駆動回路３３０を介して排出弁３３を開いて、押圧カフ２３内の空気を急速排気する制御を行う。さらに、ステップＳ１０で、ＣＰＵ１１０は、血圧値の測定結果を表示器５０に表示し、また、血圧値の測定結果をメモリ５１に保存する制御を行う。
【0084】
（血圧算出の原理）
血圧計１による血圧算出の仕方は、原理的には次のように説明される。例えば、図７は、上記被験者の被測定部位９０の収縮期血圧値ＳＹＳを１２０ｍｍＨｇ、拡張期血圧値ＤＩＡを６０ｍｍＨｇと仮定した場合に、上記減圧過程で血圧を算出する仕方を模式的に示している。図７において、左側の縦軸は、押圧カフ２３の圧力Ｐｃの直流成分（簡単のため、この直流成分を同じ符号を用いて「カフ圧Ｐｃ」と呼ぶ。）と、被測定部位９０の動脈内外圧差Ｐｔｒとを表している。右側の縦軸は、動脈容積Ｖを表している。横軸は、カフ圧Ｐｃを表している。この例では、上記圧力制御部による減圧の速度は一定（この例では、５ｍｍＨｇ／秒）であるものとする。したがって、横軸は時間ｔにも対応している。
血圧計１による血圧算出の仕方は、原理的には次のように説明される。例えば、図７は、上記被験者の被測定部位９０の収縮期血圧値ＳＹＳを１２０ｍｍＨｇ、拡張期血圧値ＤＩＡを６０ｍｍＨｇと仮定した場合に、上記減圧過程で血圧を算出する仕方を模式的に示している。図７において、左側の縦軸は、押圧カフ２３の圧力Ｐｃの直流成分（簡単のため、この直流成分を同じ符号を用いて「カフ圧Ｐｃ」と呼ぶ。）と、被測定部位９０の動脈内外圧差Ｐｔｒとを表している。右側の縦軸は、動脈容積Ｖを表している。横軸は、カフ圧Ｐｃを表している。この例では、上記圧力制御部による減圧の速度は一定（この例では、５ｍｍＨｇ／秒）であるものとする。したがって、横軸は時間ｔにも対応している。
【0085】
ここで、動脈内外圧差Ｐｔｒは、被測定部位９０の動脈の内圧（これを「Ｐａ」と表す。）とカフ圧Ｐｃとの差分として定義される。つまり、Ｐｔｒ＝Ｐａ－Ｐｃである。ここで、一般的に、動脈内外圧差Ｐｔｒと動脈（血管）の容積（これを「動脈容積Ｖ」と表す。）との間には、図８中に曲線Ｃ０で例示するような対応関係（これを「管法則」と呼ぶ。）があることが知られている。動脈内外圧差Ｐｔｒが正で大きくなるに伴って、動脈容積Ｖは単調増加し、次第に飽和してゆく。同じ波高ΔＰを示す脈波ＰＷ１，ＰＷ１′が動脈に加わる場合であっても、カフ圧Ｐｃが異なるのに伴って動脈内外圧差Ｐｔｒが異なれば、発生する容積脈波ＶＷ１，ＶＷ１′は上記管法則（曲線Ｃ０）に応じて異なる。ここで、動脈内外圧差Ｐｔｒ＝０のとき、すなわち、動脈内圧Ｐａとカフ圧Ｐｃとが平衡したときの動脈容積をＶ０（これを「平衡レベル」と呼ぶ。）とする。
【0086】
図７に示す減圧過程において、カフ圧Ｐｃが収縮期血圧値ＳＹＳ（この例では、１２０ｍｍＨｇ）よりも高い圧力区間ＰｃＨでは、脈波（拍動）にかかわらず、常に動脈内外圧差Ｐｔｒ＜０になっている。これにより、動脈９１を通る血流が完全に停止されている。このため、動脈容積Ｖは変化せず、平衡レベルＶ０から立ち上がることはない。
【0087】
上記圧力制御部による減圧が進んで、カフ圧Ｐｃが収縮期血圧値ＳＹＳ（この例では、１２０ｍｍＨｇ）と拡張期血圧値ＤＩＡ（この例では、６０ｍｍＨｇ）との間の圧力区間ＰｃＭに入ったものとする。カフ圧Ｐｃが収縮期血圧値ＳＹＳを下回った点（これを「血流再開点Ａｓ」と呼ぶ。）から血流が上流側から下流側へ流れ出す。この圧力区間ＰｃＭでは、１拍の周期Ｔのうち動脈の内圧Ｐａがカフ圧Ｐｃを超える期間（１拍の周期Ｔのうち部分的な期間）には、動脈内外圧差Ｐｔｒ＞０となる。図７中に、この正になった動脈内外圧差Ｐｔｒが破線で表されている。動脈内外圧差Ｐｔｒ＞０になると、上記管法則（図８中の曲線Ｃ０）に応じて、図７中に実線で示すように、容積脈波ＶＷがピークを示して現れる。この容積脈波ＶＷは、センシングカフ２１の圧力Ｐｓの変動成分（図５（Ｂ）および図６中に示す圧脈波ＰＷ）として検出される。１拍の周期Ｔのうち残りの期間では、動脈内外圧差Ｐｔｒ≦０となる。したがって、容積脈波ＶＷには平坦な部分ＶＷ０（平衡レベルＶ０を示す部分）が含まれる。これに応じて、図６中に示すように、センシングカフ２１が検出する圧脈波ＰＷの圧力にも平坦な部分ＰＷ０が含まれる。
【0088】
ここで、図７中に示す、容積脈波ＶＷの上側ピーク（ピーク点）ＶＷｐをつないだ曲線Ｃ１は、収縮期血圧値ＳＹＳ（＝１２０ｍｍＨｇ）からカフ圧Ｐｃを差し引いた圧力量（ＳＹＳ－Ｐｃ）と、上記管法則（図８中の曲線Ｃ０）に応じた動脈容積Ｖとの関係を表している。つまり、この圧力区間ＰｃＭ（および次に述べる圧力区間ＰｃＬ）では、カフ圧Ｐｃが低下するにつれて、容積脈波ＶＷの上側ピークＶＷｐは、拍毎に曲線Ｃ１に沿って上昇してゆく。これに応じて、図５（Ｂ）および図６中に示す圧脈波ＰＷの圧力が示す上側ピーク（ピーク点）ＰＷｐも、拍毎に第１曲線Ｃ１′（図７中の曲線Ｃ１に対応する）に沿って上昇してゆく（原理上は、単調増加し、次第に飽和してゆく。）。ここで、第１曲線Ｃ１′は、ピーク点ＰＷｐをつないだ曲線（またはそれを近似した曲線）として定められる。
【0089】
上の説明から分かるように、上記減圧過程で、図５（Ｂ）中に示す、圧脈波ＰＷの拍毎のピーク点ＰＷｐの圧力がゼロレベルから正の値を示し始めた第１時点（すなわち、第１曲線Ｃ１′がゼロレベルから正の値に遷移した時点）ｔ１は、血流が再開した時点、すなわち、カフ圧Ｐｃが収縮期血圧値ＳＹＳを下回った点（図７中の血流再開点Ａｓ）に相当する。したがって、第１時点ｔ１のカフ圧Ｐｃは、原理的に収縮期血圧値ＳＹＳに相当する。
【0090】
図７において、上記圧力制御部による減圧がさらに進んで、カフ圧Ｐｃが拡張期血圧値ＤＩＡ（この例では、６０ｍｍＨｇ）よりも低い圧力区間ＰｃＬに入ったものとする。カフ圧Ｐｃが拡張期血圧値ＤＩＡを下回った点（これを「ＤＩＡ再開点Ａｄ」と呼ぶ。）から動脈は完全に開放される。この範囲ＰｃＬでは、それまでの範囲ＰｃＭで容積脈波ＶＷに含まれていた平坦な部分ＶＷ０が消滅して、容積脈波ＶＷの波形は先鋭化した完全な波形となる。ここで、図７中に示す、容積脈波ＶＷの下側ピーク（立ち上がり開始点）ＶＷａをつないだ曲線Ｃ２は、拡張期血圧値ＤＩＡ（＝６０ｍｍＨｇ）からカフ圧Ｐｃを差し引いた圧力量（ＤＩＡ－Ｐｃ）と、上記管法則（図８中の曲線Ｃ０）に応じた動脈容積Ｖとの関係を表している。つまり、この範囲ＰｃＬでは、カフ圧Ｐｃが低下するにつれて、容積脈波ＶＷの下側ピーク（立ち上がり開始点）ＶＷａは、拍毎に曲線Ｃ２に沿って上昇してゆく。これに応じて、図５（Ｂ）および図６中に示す圧脈波ＰＷの圧力が示す下側ピーク（立ち上がり開始点）ＰＷａも、拍毎に第２曲線Ｃ２′（図７中の曲線Ｃ２に対応する）に沿って上昇してゆく（原理上は、単調増加し、次第に飽和してゆく。）。ここで、第２曲線Ｃ２′は、立ち上がり開始点ＰＷａをつないだ曲線（またはそれを近似した曲線）として定められる。
【0091】
上の説明から分かるように、また、図５（Ｂ）および図６中に示す、圧脈波ＰＷの拍毎の立ち上がり開始点ＰＷａの圧力がゼロレベルから正の値を示し始めた第２時点（すなわち、第２曲線Ｃ２′がゼロレベルから正の値に遷移した時点）ｔ２は、カフ圧Ｐｃが拡張期血圧値ＤＩＡを下回った点（図７中のＤＩＡ再開点Ａｄ）に相当する。したがって、第２時点ｔ２のカフ圧Ｐｃは、原理的に拡張期血圧値ＤＩＡに相当する。
【0092】
ここで、図７において、曲線Ｃ２は、曲線Ｃ１を、収縮期血圧値ＳＹＳと拡張期血圧値ＤＩＡとの差分（ＳＹＳ－ＤＩＡ）だけ右側へシフトしたものに相当する。図８に示す管法則に従って、曲線Ｃ１，Ｃ２は、それぞれ血流再開点Ａｓ、ＤＩＡ再開点Ａｄから立ち上がって、いずれも単調増加し、次第に飽和してゆく。したがって、ＤＩＡ再開点Ａｄでは、容積脈波ＶＷの振幅が最大値ＶＷｍａｘを示す。これに応じて、図５（Ｂ）および図６中に示す圧脈波ＰＷの振幅（これを「脈波振幅ＡＭ」と呼ぶ。）も、最大値ＡＭｍａｘを示す。したがって、脈波振幅ＡＭが最大値ＡＭｍａｘを示した時点（第２時点ｔ２）のカフ圧Ｐｃを、拡張期血圧値ＤＩＡとして原理的に正しく求めることができる。なお、図６中に示すように、脈波振幅ＡＭは、圧脈波ＰＷのピーク点ＰＷｐの圧力と立ち上がり開始点ＰＷａの圧力との差分として定義される。
【0093】
なお、図１７（Ａ）に示すように、一般的なカフ２０′は、本実施形態におけるセンシングカフ２１を備えず、押圧カフ２３に相当する単一の流体袋を備えている。一般的なオシロメトリック法では、カフ２０′の圧力Ｐｃ′から、ハイパスフィルタを通して、図１７（Ｂ）に示すように、圧脈波ＰＷ′の変動成分（脈波振幅ＡＭ′）を求める。この脈波振幅ＡＭ′の列に対して包絡線を設定するとともに、上記包絡線の最大値（ＡＭｍａｘ′に相当）に対して予め定められた割合（比率）のスレッシュレベル（収縮期用のスレッシュレベルと拡張期用のスレッシュレベルを含む。）を設定し、上記包絡線がそれらのスレッシュレベルを横切った時点のカフ圧を、それぞれ収縮期血圧値ＳＹＳ、拡張期血圧値ＤＩＡとして算出している。この一般的なカフ２０′を用いる方式では、図５（Ｂ）および図６中に示す第２時点ｔ２（すなわち、図５（Ｂ）および図６中に示す第２曲線Ｃ２′がゼロレベルから正の値に遷移する時点）が現れない。したがって、一般的なカフ２０′を用いる方式では、上に説明した原理によって拡張期血圧値ＤＩＡを求めることはできない。
【0094】
【0095】
図４のステップＳ１１で、ＣＰＵ１１０は、第１圧力センサ３０からのセンシングカフ２１の圧力Ｐｓを表すデータから、第２圧力センサ３１からの押圧カフ２３の圧力Ｐｃの直流成分（カフ圧Ｐｃ）を、それらのデータの発生時を互いに対応付けた上で減算して、図５（Ｂ）および図６中に示すように、圧脈波ＰＷが拍毎に示す立ち上がり開始点ＰＷａの圧力とピーク点ＰＷｐの圧力とを求める。
【0096】
【0097】
次に、図４のステップＳ１３で、ＣＰＵ１１０は、収縮期血圧値ＳＹＳ、拡張期血圧値ＤＩＡを精度良く求めるために、予め定められた複数拍（この例では、５拍）にわたる移動平均をとって拍毎に脈波振幅ＡＭを平滑化する。そして、ステップＳ１４で、ＣＰＵ１１０は、平滑化された各脈波振幅ＡＭのデータを、その脈波振幅ＡＭを示した時点のカフ圧Ｐｃを表すデータと対応付けて時系列でメモリ５１に記憶させる。この例では、カフ圧Ｐｃは、押圧カフ２３の圧力Ｐｃを表す生データから、ローパスフィルタを介して直流成分として抽出したものとする。
【0098】
次に、図４のステップＳ１５で、ＣＰＵ１１０は、メモリ５１の記憶内容を参照して、脈波振幅ＡＭが、図５（Ｂ）および図６中に示す最大値ＡＭｍａｘを示したか否かを判断する。この時点で、脈波振幅ＡＭが最大値ＡＭｍａｘを示していなければ（図４のステップＳ１５でＮＯ）、ステップＳ１１～Ｓ１５の処理を繰り返す。一方、脈波振幅ＡＭが最大値ＡＭｍａｘを示したら（図４のステップＳ１５でＹＥＳ）、ステップＳ１６に進んで、ＣＰＵ１１０は、脈波振幅ＡＭが最大値ＡＭｍａｘを示した時点を、第２時点ｔ２（すなわち、図５（Ｂ）および図６中に示す第２曲線Ｃ２′がゼロレベルから正の値に遷移した時点）として決定し、この決定された第２時点ｔ２に対応するカフ圧Ｐｃを、拡張期血圧値ＤＩＡとして求める。ここで、脈波振幅ＡＭが最大値ＡＭｍａｘを示したか否かは、脈波振幅ＡＭ同士の比較によって判定されるので、ゼロレベル（ノイズに埋もれている）との比較による場合に比して、精度良く判定され得る。したがって、この血圧計１では、第２時点ｔ２を精度良く決定でき、これにより、拡張期血圧値ＤＩＡを精度良く求めることができる。
【0099】
次に、図４のステップＳ１７で、ＣＰＵ１１０は、脈波振幅ＡＭの最大値ＡＭｍａｘに対して予め定められた比率を乗算して、図５（Ｂ）中に示すように、第１時点ｔ１（すなわち、図５（Ｂ）中に示す第１曲線Ｃ１′がゼロレベルから正の値に遷移した時点）を決定するための閾値レベルＡＭｔｈを設定する。ここで、「予め定められた比率」は、実際のノイズレベルを超える一方、第１時点ｔ１を精度良く決定するためになるべく少なく設定される。脈波振幅ＡＭの最大値ＡＭｍａｘに対して、「予め定められた比率」は、例えば０．１程度に設定される。
【0100】
続いて、図４のステップＳ１８で、ＣＰＵ１１０は、メモリ５１の記憶内容を参照して、この減圧過程で、脈波振幅ＡＭが閾値レベルＡＭｔｈを横切った時点（血流再開点を示す）を、第１時点ｔ１として決定する。より詳しくは、第２時点ｔ２よりも前で、脈波振幅ＡＭが閾値レベルＡＭｔｈを超えているデータのうち、対応するカフ圧Ｐｃが最大であるデータを探索し、そのデータが示す時点を、第１時点ｔ１として決定する。そして、図４のステップＳ１９で、ＣＰＵ１１０は、この決定された第１時点ｔ１に対応するカフ圧Ｐｃを、収縮期血圧値ＳＹＳとして求める。ここで、脈波振幅ＡＭが閾値レベルＡＭｔｈを超えているか否かは、脈波振幅ＡＭと設定された閾値レベルＡＭｔｈとの比較によって判定されるので、ゼロレベル（ノイズに埋もれている）との比較による場合に比して、精度良く判定され得る。したがって、この血圧計１では、第１時点ｔ１を精度良く決定でき、これにより、収縮期血圧値ＳＹＳを精度良く求めることができる。
【0101】
このようにして、この血圧計１によれば、被測定部位９０の血圧を非侵襲で原理的に正しく測定できる。
【0102】
（変形例１）
図９（Ａ）の例では、第１エア配管３７は、センシングカフ２１の下流側（＋Ｘ側）の辺２１ａの略中央から、カフ２０の幅方向Ｘに沿って外部へ引き出されている。しかしながら、これに限られるものではない。第１エア配管３７の配置としては、図９（Ｂ）～図９（Ｅ）に示すように、被測定部位９０（の外周面９０ａ）に対して垂直な厚さ方向Ｚから見た平面視で動脈９１から外れた態様の、様々なバリエーションが考えられる（簡単のため、図９（Ｂ）～図９（Ｅ）では、外布２９、背板２２の図示が省略されている。）。
図９（Ａ）の例では、第１エア配管３７は、センシングカフ２１の下流側（＋Ｘ側）の辺２１ａの略中央から、カフ２０の幅方向Ｘに沿って外部へ引き出されている。しかしながら、これに限られるものではない。第１エア配管３７の配置としては、図９（Ｂ）～図９（Ｅ）に示すように、被測定部位９０（の外周面９０ａ）に対して垂直な厚さ方向Ｚから見た平面視で動脈９１から外れた態様の、様々なバリエーションが考えられる（簡単のため、図９（Ｂ）～図９（Ｅ）では、外布２９、背板２２の図示が省略されている。）。
【0103】
具体的には、図９（Ｂ）の例では、センシングカフ２１の下流側の辺２１ａの端部から、動脈９１とは離間して平行に引き出されている。図９（Ｃ）、図９（Ｄ）の例では、それぞれセンシングカフ２１の－Ｙ側の辺の略中央、端部から、カフ２０の長手方向Ｙに沿って外部へ引き出されている。図９（Ｅ）の例では、センシングカフ２１の－Ｙ側の辺の略中央から、長手方向Ｙに少し延び、幅方向Ｘに屈曲して、動脈９１とは離間して平行に引き出されている。これらの例では、第１エア配管３７は、動脈９１から外れた態様で、カフ２０（言い換えれば、押圧カフ２３が被測定部位９０を取り巻く領域）の外部へ引き出されている。したがって、押圧カフ２３の圧力によってセンシングカフ２１を介して被測定部位９０の動脈９１を圧迫するのを、第１エア配管３７が妨げることがない。また、センシングカフ２１が動脈９１から圧脈波ＰＷを受けるのを、第１エア配管３７が妨げることがない。
【0104】
（変形例２）
図９（Ａ）～図９（Ｅ）の例では、第１エア配管３７は、外布２９（および押圧カフ２３）に沿った面（ＸＹ面）内で、カフ２０の外部へ引き出されているが、これに限られるものではない。図１０（Ａ）の断面図、図１０（Ｂ）の平面図に示すように、第１エア配管３７は、押圧カフ２３を貫通して厚さ方向Ｚに、カフ２０の外部へ引き出されてもよい（簡単のため、図１０（Ａ）、図１０（Ｂ）では、外布２９の図示が省略されている。）。
図９（Ａ）～図９（Ｅ）の例では、第１エア配管３７は、外布２９（および押圧カフ２３）に沿った面（ＸＹ面）内で、カフ２０の外部へ引き出されているが、これに限られるものではない。図１０（Ａ）の断面図、図１０（Ｂ）の平面図に示すように、第１エア配管３７は、押圧カフ２３を貫通して厚さ方向Ｚに、カフ２０の外部へ引き出されてもよい（簡単のため、図１０（Ａ）、図１０（Ｂ）では、外布２９の図示が省略されている。）。
【0105】
詳しくは、この変形例２では、図１０（Ａ）に示すように、押圧カフ２３に、厚さ方向Ｚに貫通する貫通孔２３ｈが設けられている。図１０（Ｂ）に示すように、この貫通孔２３ｈは、押圧カフ２３のＸＹ面内の中央部（センシングカフ２１に対向する領域の一部に相当する）に設けられている。それに応じて、図１０（Ａ）に示すように、背板２２のＸＹ面内の中央部にも、厚さ方向Ｚに貫通する円筒状の貫通孔２２ｈが設けられている。貫通孔２２ｈ，２３ｈの内径は、第１エア配管３７を通せるように、第１エア配管３７の外径よりも若干大きく設定されている。第１エア配管３７は、図１０（Ａ）においてセンシングカフ２１の上面から上方（＋Ｚ方向）へ延び、貫通孔２２ｈ，２３ｈを通してカフ２０の外部へ引き出されている。この変形例２でも、変形例１におけるのと同様に、押圧カフ２３の圧力によってセンシングカフ２１を介して被測定部位９０の動脈９１を圧迫するのを、第１エア配管３７が妨げることがない。また、センシングカフ２１が動脈９１から圧脈波ＰＷを受けるのを、第１エア配管３７が妨げることがない。
【0106】
この変形例２では、押圧カフ２３の貫通孔２３ｈの内周面２３ｈｓは、蛇腹状に形成されている。したがって、押圧カフ２３の厚さ方向Ｚの膨張、収縮を容易にすることができる。
【0107】
（変形例３）
上述の例では、血圧計１の製造段階で、センシングカフ２１（および第１エア配管３７）に、圧力伝達用の流体としての空気が予め定められた量だけ封入されているものとした。しかしながら、これに限られるものではない。血圧測定の都度、センシングカフ２１に圧力伝達用の流体としての空気を封入し、血圧値の算出完了後にセンシングカフ２１から上記空気を排出してもよい。
上述の例では、血圧計１の製造段階で、センシングカフ２１（および第１エア配管３７）に、圧力伝達用の流体としての空気が予め定められた量だけ封入されているものとした。しかしながら、これに限られるものではない。血圧測定の都度、センシングカフ２１に圧力伝達用の流体としての空気を封入し、血圧値の算出完了後にセンシングカフ２１から上記空気を排出してもよい。
【0108】
図１１は、血圧計１をそのように変形した変形例（これを「血圧計１Ａ」と呼ぶ。）のブロック構成を示している。この血圧計１Ａは、本体１０に、血圧計１の構成要素に加えて、３ポート２位置電磁弁である切換弁３４と、切換弁３４を駆動する弁駆動回路３４０とを搭載している。図１１において、図１中の構成要素と同じ構成要素には、同じ符号を付して重複する説明を省略する。特に、カフ２０は、図１中に示したカフ２０と同じ物である。
【0109】
切換弁３４の１つのポート３４ａには、ポンプ３２につながるエア配管３８ｂと、排出弁３３につながるエア配管３８ｃとが、１本に合流してエア配管３８ｄとして、流体流通可能に接続されている。切換弁３４の残りのポート３４ｂ，３４ｃには、それぞれエア配管３７ｅ，３８ｆが流体流通可能に接続されている。これらのエア配管３７ｅ，３８ｆは、それぞれ第１エア配管３７、第２エア配管３８に、流体流通可能に接続されている。弁駆動回路３４０は、ＣＰＵ１１０から与えられる制御信号に基づいて、切換弁３４を、この例では、図１２（Ａ）に示す第１位置としての休止位置（非通電時）と、図１２（Ｂ）に示す第２位置としての作動位置（通電時）との間で切り換えるようになっている。ここで、図１２（Ａ）は、図２に対応して、血圧計１Ａを構成するカフ２０が被測定部位９０に装着された状態の断面を、エア配管系３７，３８とともに示している。
【0110】
切換弁３４は、図１２（Ａ）に示す休止位置では、エア配管３８ｄと、エア配管３８ｆとを、流体流通可能に接続する。これにより、ポンプ３２および排出弁３３と、押圧カフ２３および第２圧力センサ３１とが、エア配管３８ｂ，３８ｃ，３８ｄ，３８ｆ，３８を介して、流体流通可能に接続される。このとき、センシングカフ２１は、第１圧力センサ３０とともに、ポンプ３２および排出弁３３から切り離されて封じられる。一方、切換弁３４は、図１２（Ｂ）に示す作動位置では、エア配管３８ｄとエア配管３７ｅとを、流体流通可能に接続する。これにより、ポンプ３２および排出弁３３と、センシングカフ２１および第１圧力センサ３０とが、エア配管３８ｂ，３８ｃ，３８ｄ，３７ｅ，３７を介して、流体流通可能に接続される。このとき、押圧カフ２３は、第２圧力センサ３１とともに、ポンプ３２および排出弁３３から切り離されて封じられる。
【0111】
図１３は、血圧計１Ａによる血圧測定の概略的なフローを示している。
【0112】
カフ２０が被測定部位（この例では、上腕）９０に装着された装着状態（図１２（Ａ）参照）で、ユーザ（被験者）が本体１０に設けられた測定スイッチ５２Ａをオンして測定開始を指示すると、図１３のステップＳ１０１に示すように、ＣＰＵ１１０は、圧力センサを初期化する。この初期化の処理は、図３のステップＳ１におけるのと同様である。
【0113】
次に、図１３のステップＳ１０２で、ＣＰＵ１１０は、排出弁３３を閉じる。続いて、ステップＳ１０３で、ＣＰＵ１１０は、切換弁３４を、図１２（Ｂ）に示す作動位置に切り換える。これにより、ポンプ３２および排出弁３３と、センシングカフ２１および第１圧力センサ３０とを、エア配管３８ｂ，３８ｃ，３８ｄ，３７ｅ，３７を介して、流体流通可能に接続する。
【0114】
次に、図１３のステップＳ１０４で、ＣＰＵ１１０は流体収容制御部として働いて、ポンプ３２を駆動して、エア配管３８ｂ，３８ｄ，３７ｅ，３７をこの順に通して、センシングカフ２１に圧力伝達用の流体として空気を供給する。次に、ステップＳ１０５で、ＣＰＵ１１０は、予め定められた時間（所定時間。例えば、３秒間～１０秒間の範囲内とする。）が経過したか否かを判断する。ここで、所定時間が経過していなければ（ステップＳ１０５でＮＯ）、ステップＳ１０４に戻って、所定時間が経過するまで、空気の供給を継続する。そして、所定時間が経過したら（ステップＳ１０５でＹＥＳ）、ステップＳ１０６に進んで、ポンプ３２を停止する。このようにして、押圧カフ２３の加圧開始に先立って、センシングカフ２１に圧力伝達用の流体としての空気を予め定められた量だけ自動的に封入することができる。ここで、「予め定められた量」とは、先の例と同様に、センシングカフ２１をなす袋が押圧カフ２３の圧力Ｐｃによって厚さ方向Ｚに潰れて、上記袋をなすシートが密接してしまうような事態を、避けられる程度の量を指す。そのような事態を避けることにより、センシングカフ２１は、押圧カフ２３の圧力Ｐｃによって上記圧力伝達用の流体としての空気を介して被測定部位９０の動脈９１を確実に圧迫する一方、動脈９１から圧脈波を確実に受けることができる。
【0115】
次に、図１３のステップＳ１０７で、ＣＰＵ１１０は流体収容制御部として働いて、切換弁３４を、図１２（Ａ）に示す休止位置に切り換える。これにより、ポンプ３２および排出弁３３と、押圧カフ２３および第２圧力センサ３１とを、エア配管３８ｂ，３８ｃ，３８ｄ，３８ｆ，３８を介して、流体流通可能に接続する。このとき、センシングカフ２１は、第１圧力センサ３０とともに、ポンプ３２および排出弁３３から切り離されて封じられる。したがって、エア配管系３７，３８が作る流路は、実質的には、図１中に示した流路と同じ状態になる。この状態は、次に述べる図１３のステップＳ１０８～ステップＳ１１４まで維持される。
【0116】
次に、図１３のステップＳ１０８～ステップＳ１１４まで、ＣＰＵ１１０は圧力制御部および血圧算出部として働いて、図３のステップＳ３～ステップＳ９におけるのと同様に処理を進める。これにより、被測定部位９０の血圧値（収縮期血圧値ＳＹＳと拡張期血圧値ＤＩＡ）を原理的に正しく算出する。
【0117】
次に、図１３のステップＳ１１５で、ＣＰＵ１１０は流体収容制御部として働いて、切換弁３４を、図１２（Ｂ）に示す作動位置に切り換える。これにより、ポンプ３２および排出弁３３と、センシングカフ２１および第１圧力センサ３０とを、エア配管３８ｂ，３８ｃ，３８ｄ，３７ｅ，３７を介して、流体流通可能に接続する。
【0118】
次に、図１３のステップＳ１１６で、ＣＰＵ１１０は流体収容制御部として働いて、排出弁３３を開く。これにより、センシングカフ２１から、エア配管３７，３７ｅ，３８ｄ，３８ｃ、排出弁３３をこの順に通して、圧力伝達用の流体としての空気を排出する。この後、ステップＳ１１７で、ＣＰＵ１１０は、血圧値の測定結果を表示器５０に表示し、また、血圧値の測定結果をメモリ５１に保存する制御を行う。
【0119】
このようにして、この血圧計１Ａによれば、比較的少ない部品で、血圧測定の都度、押圧カフ２３の加圧開始に先立って、センシングカフ２１に圧力伝達用の流体として空気を予め定められた量だけ自動的に封入できる。また、血圧値の算出完了後にセンシングカフ２１から圧力伝達用の流体としての空気を自動的に排出できる。
【0120】
また、この血圧計１Ａでは、ポンプ３２および排出弁３３と、センシングカフ２１および第１圧力センサ３０とが、流体流通可能に接続される（切換弁３４が図１２（Ｂ）に示す作動位置をとる）のは、ステップＳ１０３～Ｓ１０６と、ステップＳ１１５～Ｓ１１６との一時的な期間に限られている。したがって、切換弁３４に関する消費電力を節約することができる。
【0121】
（変形例４）
上述の例では、血圧算出の基準となる押圧カフ２３の圧力Ｐｃの直流成分（カフ圧Ｐｃ）は、生データからローパスフィルタを介して抽出されるものとしたが、これに限られるものではない。例えば、上記一定速度（上の例では、５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）による減圧過程で、押圧カフ２３の圧力Ｐｃの１点のデータと、減圧速度とによって定まる直線で近似した値を、カフ圧Ｐｃとして用いてもよい。または、上記減圧過程で、押圧カフ２３の圧力Ｐｃの２点以上のデータ（すなわち、異なる時刻での圧力Ｐｃのデータ）によって定まる直線で近似した値を、カフ圧Ｐｃとして用いてもよい。それに代えて、一般的なオシロメトリック法によって、仮の収縮期血圧値ＳＹＳと仮の拡張期血圧値ＤＩＡとを一旦求め、それらによって定まる直線で近似した値を、カフ圧Ｐｃとして用いてもよい。
上述の例では、血圧算出の基準となる押圧カフ２３の圧力Ｐｃの直流成分（カフ圧Ｐｃ）は、生データからローパスフィルタを介して抽出されるものとしたが、これに限られるものではない。例えば、上記一定速度（上の例では、５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）による減圧過程で、押圧カフ２３の圧力Ｐｃの１点のデータと、減圧速度とによって定まる直線で近似した値を、カフ圧Ｐｃとして用いてもよい。または、上記減圧過程で、押圧カフ２３の圧力Ｐｃの２点以上のデータ（すなわち、異なる時刻での圧力Ｐｃのデータ）によって定まる直線で近似した値を、カフ圧Ｐｃとして用いてもよい。それに代えて、一般的なオシロメトリック法によって、仮の収縮期血圧値ＳＹＳと仮の拡張期血圧値ＤＩＡとを一旦求め、それらによって定まる直線で近似した値を、カフ圧Ｐｃとして用いてもよい。
【0122】
（変形例５）
上述の例では、減圧過程で血圧算出を行ったが、これに限られるものではなく、加圧過程で血圧算出を行ってもよい。
上述の例では、減圧過程で血圧算出を行ったが、これに限られるものではなく、加圧過程で血圧算出を行ってもよい。
【0123】
【0124】
カフ２０が被測定部位（この例では、上腕）９０に装着された装着状態（図２参照）で、ユーザ（被験者）が本体１０に設けられた測定スイッチ５２Ａをオンして測定開始を指示すると、図１４のステップＳ２０１に示すように、ＣＰＵ１１０は、圧力センサを初期化する。この初期化の具体的な処理は、図３のステップＳ１に関して述べたのと同様である。
【0125】
なお、この例では、図３の動作フローに関して述べたのと同様に、血圧計１の製造段階で、センシングカフ２１（および第１エア配管３７）に、圧力伝達用の流体としての空気が予め定められた量だけ封入されているものとする。
【0126】
次に、図１４のステップＳ２０２で、ＣＰＵ１１０は、弁駆動回路３３０を介して排出弁３３を閉じる。続いて、ステップＳ２０３で、ＣＰＵ１１０は圧力制御部として働いて、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を駆動して、カフ２０（正確には、押圧カフ２３）の加圧を開始する（加圧過程）。ＣＰＵ１１０は、ポンプ３２から第２エア配管３８を通して押圧カフ２３に空気を供給しながら、第２圧力センサ３１の出力に基づいて、被験者の想定される拡張期血圧値ＤＩＡよりも十分に低い値（この例では、１０ｍｍＨｇ程度）から、加圧速度を略一定（この例では、３ｍｍＨｇ／ｓｅｃ）に制御する。これにより、図１６（Ａ）中の加圧期間ｔＰ′に示すように、押圧カフ２３の圧力Ｐｃが略直線的に上昇する。押圧カフ２３によって背板２２を介してセンシングカフ２１が被測定部位９０へ向かって押圧されることから、センシングカフ２１の圧力Ｐｓも、押圧カフ２３の圧力Ｐｃに伴って上昇する。
【0127】
この加圧過程で、図１４のステップＳ２０４に示すように、ＣＰＵ１１０は血圧算出部として働いて、この時点で取得されている第１圧力センサ３０からのセンシングカフ２１の圧力Ｐｓを表すデータと、第２圧力センサ３１からの押圧カフ２３の圧力Ｐｃを表すデータとに基づいて、血圧値（収縮期血圧値ＳＹＳと拡張期血圧値ＤＩＡ）の算出を試みる。すなわち、ＣＰＵ１１０は、加圧過程でのセンシングカフ２１の圧力Ｐｓを表すデータから押圧カフ２３の圧力Ｐｃを表すデータの直流成分（生データからローパスフィルタを介して抽出され得る）を、それらのデータの発生時を互いに対応付けた上で減算して、図１６（Ｂ）中に示すように、圧脈波ＰＷが拍毎に示す立ち上がり開始点ＰＷａの圧力とピーク点ＰＷｐの圧力とを求める。そして、ＣＰＵ１１０は、図１６（Ｂ）中に示すように、この加圧過程で、拍毎の立ち上がり開始点ＰＷａの圧力が正の値からゼロレベルに落ちた第２時点ｔ２′の押圧カフ２３の圧力Ｐｃを拡張期血圧値ＤＩＡとして求めるとともに、拍毎のピーク点ＰＷｐの圧力が正の値からゼロレベルに落ちた第１時点ｔ１′の押圧カフ２３の圧力Ｐｃを収縮期血圧値ＳＹＳとして求める。この加圧過程での血圧算出の原理は、時間経過に伴う押圧カフ２３の圧力Ｐｃの変化が減圧過程に対して逆向きであることを除いて、既述の減圧過程におけるのと同様である。より具体的な血圧算出の仕方については、後に詳述する。
【0128】
この時点で、データ不足のために未だ血圧値を算出できない場合は（図１４のステップＳ２０５でＮＯ）、ステップＳ２０３～Ｓ２０５の処理を繰り返す。
【0129】
このようにして血圧値の算出ができたら（ステップＳ２０５でＹＥＳ）、ＣＰＵ１１０は圧力制御部として働いて、ステップＳ２０６で、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を停止し、また、ステップＳ２０７で、弁駆動回路３３０を介して排出弁３３を開いて、押圧カフ２３内の空気を急速排気する制御を行う。なお、図１６（Ａ）中には、ポンプ３２が停止された時点ｔ５と、それに続く急速排気期間ｔＤ′とが示されている。さらに、ステップＳ２０８で、ＣＰＵ１１０は、血圧値の測定結果を表示器５０に表示し、また、血圧値の測定結果をメモリ５１に保存する制御を行う。
【0130】
【0131】
図１５のステップＳ２１１で、ＣＰＵ１１０は、第１圧力センサ３０からのセンシングカフ２１の圧力Ｐｓを表すデータから、第２圧力センサ３１からの押圧カフ２３の圧力Ｐｃの直流成分（カフ圧Ｐｃ）を、それらのデータの発生時を互いに対応付けた上で減算して、図１６（Ｂ）中に示すように、圧脈波ＰＷが拍毎に示す立ち上がり開始点ＰＷａの圧力とピーク点ＰＷｐの圧力とを求める。この例では、図１６（Ｂ）中には、ピーク点ＰＷｐをつないだ第１曲線Ｃ１″と、立ち上がり開始点ＰＷａをつないだ第２曲線Ｃ２″とが表されている。
【0132】
【0133】
次に、図１５のステップＳ２１３で、ＣＰＵ１１０は、収縮期血圧値ＳＹＳ、拡張期血圧値ＤＩＡを精度良く求めるために、予め定められた複数拍（この例では、５拍）にわたる移動平均をとって拍毎に脈波振幅ＡＭを平滑化する。そして、ステップＳ２１４で、ＣＰＵ１１０は、平滑化された各脈波振幅ＡＭのデータを、その脈波振幅ＡＭを示した時点のカフ圧Ｐｃを表すデータと対応付けて時系列でメモリ５１に記憶させる。この例では、カフ圧Ｐｃは、押圧カフ２３の圧力Ｐｃを表す生データから、ローパスフィルタを介して直流成分として抽出したものとする。
【0134】
次に、図１５のステップＳ２１５で、ＣＰＵ１１０は、拡張期血圧値ＤＩＡを決定済みであるか否かを判断する。この処理の最初のターンでは、拡張期血圧値ＤＩＡをまだ決定していないものとする（図１５のステップＳ２１５でＮＯ）。この場合、ステップＳ２１６に進んで、ＣＰＵ１１０は、メモリ５１の記憶内容を参照して、脈波振幅ＡＭが、図１６（Ｂ）中に示す最大値ＡＭｍａｘを示したか否かを判断する。この時点で、脈波振幅ＡＭが最大値ＡＭｍａｘを示していなければ（図１５のステップＳ２１６でＮＯ）、ステップＳ２１１～Ｓ２１６の処理を繰り返す。一方、脈波振幅ＡＭが最大値ＡＭｍａｘを示したら（図１５のステップＳ２１６でＹＥＳ）、ステップＳ２１７に進んで、ＣＰＵ１１０は、脈波振幅ＡＭが最大値ＡＭｍａｘを示した時点を、第２時点ｔ２′（すなわち、図１６（Ｂ）中に示す第２曲線Ｃ２″が正の値からゼロレベルに落ちた時点）として決定し、この決定された第２時点ｔ２′に対応するカフ圧Ｐｃを、拡張期血圧値ＤＩＡとして求める。ここで、脈波振幅ＡＭが最大値ＡＭｍａｘを示したか否かは、脈波振幅ＡＭ同士の比較によって判定されるので、ゼロレベル（ノイズに埋もれている）との比較による場合に比して、精度良く判定され得る。したがって、この血圧計１では、第２時点ｔ２′を精度良く決定でき、これにより、拡張期血圧値ＤＩＡを精度良く求めることができる。
【0135】
次に、図１５のステップＳ２１８で、ＣＰＵ１１０は、脈波振幅ＡＭの最大値ＡＭｍａｘに対して予め定められた比率を乗算して、図１６（Ｂ）中に示すように、第１時点ｔ１′（すなわち、図１６（Ｂ）中に示す第１曲線Ｃ１″が正の値からゼロレベルに落ちた時点）を決定するための閾値レベルＡＭｔｈを設定する。ここで、「予め定められた比率」は、実際のノイズレベルを超える一方、第１時点ｔ１′を精度良く決定するためになるべく少なく設定される。脈波振幅ＡＭの最大値ＡＭｍａｘに対して、「予め定められた比率」は、例えば０．１程度に設定される。
【0136】
続いて、図１５のステップＳ２１９で、ＣＰＵ１１０は、メモリ５１の記憶内容を参照して、この加圧過程で、脈波振幅ＡＭが閾値レベルＡＭｔｈを横切った時点（血流再開点を示す）を、第１時点ｔ１′として決定する。より詳しくは、第２時点ｔ２′よりも後で、脈波振幅ＡＭが閾値レベルＡＭｔｈを下回るデータのうち、対応するカフ圧Ｐｃが最小であるデータを探索し、そのデータが示す時点を、第１時点ｔ１′として決定する。そして、図１５のステップＳ２２０で、ＣＰＵ１１０は、この決定された第１時点ｔ１′に対応するカフ圧Ｐｃを、収縮期血圧値ＳＹＳとして求める。ここで、脈波振幅ＡＭが閾値レベルＡＭｔｈを超えているか否かは、脈波振幅ＡＭと設定された閾値レベルＡＭｔｈとの比較によって判定されるので、ゼロレベル（ノイズに埋もれている）との比較による場合に比して、精度良く判定され得る。したがって、この血圧計１では、第１時点ｔ１′を精度良く決定でき、これにより、収縮期血圧値ＳＹＳを精度良く求めることができる。
【0137】
このようにして、この血圧計１によれば、減圧過程だけでなく加圧過程でも、被測定部位９０の血圧を非侵襲で原理的に正しく測定できる。同様に、図１１の血圧計１Ａによっても、減圧過程だけでなく加圧過程でも、被測定部位９０の血圧を非侵襲で原理的に正しく測定できる。
【0138】
（他の変形例）
上の例では、センシングカフ２１の平面形状は、丸角の長方形であるとしたが、これに限られるものではない。センシングカフ２１の平面形状は、例えば円形であってもよい。これにより、センシングカフ２１の圧力Ｐｓに、押圧カフ２３の圧力Ｐｃが十分にかかっている箇所の動脈９１の容積変化のみが、より反映されることになる。したがって、血圧の測定精度が良くなる。
上の例では、センシングカフ２１の平面形状は、丸角の長方形であるとしたが、これに限られるものではない。センシングカフ２１の平面形状は、例えば円形であってもよい。これにより、センシングカフ２１の圧力Ｐｓに、押圧カフ２３の圧力Ｐｃが十分にかかっている箇所の動脈９１の容積変化のみが、より反映されることになる。したがって、血圧の測定精度が良くなる。
【0139】
また、上の例では、被測定部位９０は上腕であり、それに伴ってカフ２０は上腕用のカフであるものとしたが、これに限られるものではない。被測定部位９０は手首であってもよく、また、下肢であってもよい。それに伴って、カフ２０は、手首用のカフであってもよく、また、下肢用のカフであってもよい。なお、手首用のカフの例では、押圧カフ２３の平面寸法が上の例（上腕用のカフの例）よりも小さく設定されることから、センシングカフ２１の平面寸法は、例えば２ｃｍ×２ｃｍ以下に設定される。
【0140】
また、上の例では、加圧用、圧力伝達用の「流体」は、空気であるものとしたが、これに限られるものではない。加圧用、圧力伝達用の「流体」は、他の気体、または液体であっても良い。特に、センシングカフ２１に圧力伝達用の「流体」が製造段階で封入されている場合は、圧力伝達用の「流体」は液体であってもよい。
【0141】
以上の実施形態は例示であり、この発明の範囲から離れることなく様々な変形が可能である。上述した複数の実施の形態は、それぞれ単独で成立し得るものであるが、実施の形態同士の組みあわせも可能である。また、異なる実施の形態の中の種々の特徴も、それぞれ単独で成立し得るものであるが、異なる実施の形態の中の特徴同士の組みあわせも可能である。
【符号の説明】
【0142】
１，１Ａ 血圧計
１０ 本体
２０ カフ
２１ センシングカフ
２２ 背板
２３ 押圧カフ
３０ 第１圧力センサ
３１ 第２圧力センサ
３２ ポンプ
３３ 排出弁
３４ 切換弁
１０ 本体
２０ カフ
２１ センシングカフ
２２ 背板
２３ 押圧カフ
３０ 第１圧力センサ
３１ 第２圧力センサ
３２ ポンプ
３３ 排出弁
３４ 切換弁
【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】