血压测定装置 【技术领域】
本发明涉及一种血压测定装置，特别是涉及一种压迫动脉、基于由此引起的动脉容积变化而测定血压的血压测定装置。
背景技术
在无侵袭地测定血压的方法中，有的在使压力慢慢地变化的过程中，捕捉从外部施加有压力的动脉的容积变化产生地各种脉动信号(下面称之为脉搏波)，据此计算并确定血压值(称之为振量法：オシロメトリツク法)。作为这种代表性的方法，是向卷绕到血压测定部位上的称之为束带(臂带)的压迫带内注入空气等流体，实现向测定部位的动脉的压迫。而作为压迫压力、即束带内的压力(下面称之为束带压)的脉动而检测出脉搏波，是最为普及的方法(下面称之为束带振量法)(例如，参照专利文献1和2)。
在束带振量法中有这样的方法，即从束带压信号中提取出这种脉搏波，但也有另外设置其它的脉搏波检测部(例如光电传感器)，借此实现振量法。此外，有的利用束带之外的压迫功能而压迫动脉而实现振量法。在下面的说明中，将这些都称为振量法。
此外，专利文献3公开了一种能够知道某一时间下的血压的方法。在这种方法中，获取在束带压低于舒张期血压时的动脉容积信号以及束带压力在舒张期血压与收缩期血压之间时的动脉容积信号，通过将所获得的两个动脉容积信号使开始时刻一致而进行比较，可以知道束带压和动脉压一致的时刻。
专利文献1为特开平5-31084号公报的说明书和附图。
专利文献2为特开平6-133938号公报的说明书和附图。
专利文献3为特表2000-512875公报的第30页～31页以及图27及图29A～图29C。
在振量法中，例如，在使束带压增大的过程中进行测定时，如图12所示，由表示在使束带压缓慢地上升到比最高血压(收缩期血压)足够高的过程中不断变化的脉搏波的振幅变化的图形的包络线推断出血压值(收缩期血压和舒张期血压)。此外，图中没有示出，但在使束带压减少的过程中进行测定的情况下，当急速地将束带加压到比收缩期血压足够高之后，在缓慢地减压到低于最低血压(舒张期血压)的过程中，同样地从脉搏波的包络线推断出血压值。在这种推断方法中，从原理上讲，需要高的加压波幅和长的测定时间。高的加压波幅，例如在血压高的使用者的情况下，伴随着一再的压迫，会引起疼痛。由于在血压测定过程中的疼痛不仅是仅引起不快感，而且还是使血压上升的很大的原因，所以，会影响到血压测定的正确性。此外，当一次测定花费很长的时间时，不仅是效率低，而且前述疼痛会长时间持续，会损及正确性。而且，例如在测定和运动中的测定等中不能捕捉到一再引起的急剧的血压变动。
【发明内容】
本发明的目的是提供一种可以缩短测定时间的血压测定装置。
本发明的另一个目的是提供一种不用施加高的压力就可以进行测定的血压测定装置。
根据本发明的一个方面，血压测定装置包括：压迫机构，压迫活体的血管；压迫压力检测机构，检测由前述压迫机构对前述血管进行压迫的压迫压力值；相似波形检测机构，检测与在一个心搏周期内由前述压迫机构压迫的前述血管内的压力变化相似地进行变化的相似波形；血压计算机构，确定由前述相似波形检测机构检测出的前述相似波形的尺度，通过使所确定的前述相似波形的尺度与表示前述血管内的压力变化的波形的尺度相对应，从而计算出血压。
血压计算机构包括：检测前述相似波形在整个前述一个心搏周期内的波幅的波幅检测机构；根据由前述波幅检测机构检测出的最大波幅和最小波幅之间的两个时刻的波幅的差分、与分别对应前述两个时刻而由前述压迫压力检测机构检测出的前述压迫压力值的差分之比所表示的相似比、确定相似波形的尺度、使所确定的前述相似波形的尺度与表示前述血管内的压力变化的波形的尺度对应的机构。
从而，由于可以利用与在整个一个心搏的周期内检测出的血管内的压力变化相似地进行化的相似波形的尺度计算出血压，所以，可以在短时间内测定血压。即，用于确定相似波形的尺度、使所确定的相似波形的尺度与表示血管内的压力变化的波形的尺度对应的相似比，可以很简单地用两个时刻的波幅的差分和分别与两个时刻对应而由压迫压力检测机构检测出的压迫压力值的差分之比求出。此外，由于两个时刻的波幅位于最大波幅和最小波幅之间，所以，不必压迫到最大波幅、即不必压迫到最高血压就可以进行测定。此外，由于只通过检测出两个时刻的波幅和压迫压力值就可以进行测定，所以可以缩短测定时间。
优选地，前述两个时刻各自分别对应于根据前述压迫机构对前述血管产生的不同的两个前述压迫压力值而前述血管开始闭塞的时刻。
从而，由于开始闭塞的时刻相当于压迫压力与血管内的压力相等的瞬间，所以，通过利用开始闭塞时刻的压迫压力值，可以高精度地计算出血压。
优选地，前述相似波形是由前述压迫机构进行压迫而产生的前述血管的容积变化的脉动成分形成的脉搏波的波形。
从而，作为相似波形，可以利用脉搏波的波形。
优选地，前述血压计算机构包括：收缩期血压计算机构，根据由前述波幅检测机构检测出的前述最大波幅与由前述波幅检测机构检测出的前述两个时刻的波幅中的一个波幅的差分、对应于前述一个波幅的时刻而由前述压迫压力检测机构检测出的前述压迫压力值、以及前述相似比，将对应于前述最大波幅的前述压迫压力值作为收缩期血压而计算出。
从而，由于可以利用相似波形的最大波幅、两个时刻的波幅中的一个波幅、对应于所述一个波幅的压迫值及相似比可以计算出收缩期血压，所以，不必用高达收缩期血压附近的压力压迫血管，就可以测定血压。
优选地，前述血压计算机构包括：舒张期血压计算机构，根据由前述波幅检测机构检测出的前述最小波幅与由前述波幅检测机构检测出的前述两个时刻的波幅中的一个波幅的差分、对应于前述一个波幅的时刻而由前述压迫压力检测机构检测出的前述压迫压力值、以及前述相似比，将对应于前述最小波幅的前述压迫压力值作为舒张期血压而计算出。
从而，可以利用相似波形的最小波幅、两个时刻的波幅中的一个波幅、对应于所述一个波幅的压迫值及相似比可以计算出舒张期血压。
根据本发明的另一个方面，血压测定装置，包括：压迫机构，压迫活体的血管；相似波形检测机构，检测与在一个心搏周期内由前述压迫机构压迫的前述血管内的压力变化相似地进行变化的相似波形；血压计算机构，确定由前述相似波形检测机构检测出的前述相似波形的尺度，通过使所确定的前述相似波形的尺度与表示前述血管内的压力变化的波形的尺度对应，从而计算出血压。
前述相似波形检测机构包括：脉搏波检测机构，检测出由前述压迫机构进行压迫而产生的前述血管的容积变化的脉动成分形成的脉搏波的波形而作为前述相似波形，前述血压计算机构包括：存储机构，在整个前述一个心搏周期内存储在前述压迫机构的不使前述血管闭塞的第一压迫压力、以及使前述血管闭塞的第二压迫压力和第三压迫压力的条件下，由前述脉搏波检测机构检测出的第一、第二以及第三脉搏波的波形的波幅；波幅特定机构，在存储于前述存储机构中的内容中，特定在时间上与前述第二及第三脉搏波的波形一致的前述第一脉搏波的波形的、与前述第二及第三脉搏波的波形各自的前述闭塞的开始时刻对应的第二及第三波幅；处理机构，根据由前述波幅特定机构特定的前述第二波幅与前述第三波幅的差分、和前述第二压迫压力与前述第三压迫压力的差分之比所表示的相似比，确定前述相似波形的尺度，使所确定的前述相似波形的尺度与表示前述血管内的压力变化的波形的尺度对应。
从而，由于可以利用与在整个一个心搏周期检测出的血管内的压力变化相似地进行变化的相似波形尺度计算出血压，所以，可以在短时间内测定血压。即，当利用脉搏波检测机构检测出第一、第二和第三脉搏波，在整个一个心搏周期内，将第一、第二即第三脉搏波的波形的波幅存储到存储机构中时，利用处理机构根据相似比确定相似波形的尺度，使所确定的相似波形的尺度与表示血管内的压力变化的波形尺度对应，可以计算出血压。
优选地，上述处理机构，是将作为与前述第一脉搏波的波形的存储在前述存储机构中的最大波幅和前述第二波幅的差分对应的前述第一脉搏波的波形的变化量的第二变化量、除以作为与前述第二波幅和前述第三波幅的差分对应的前述第一脉搏波的波形的变化量的第一变化量所获得的数值，与前述第二压迫压力和前述第三压迫压力的差分的乘积，再加上前述第二压迫压力而计算出来的结果，作为收缩期血压而计算出来。
优选地，上述处理机构，是将作为与前述第一脉搏波的波形的存储在前述存储机构中的最小波幅和前述第三波幅的差分对应的前述第一脉搏波的波形的变化量的第二变化量、除以作为与前述第二波幅和前述第三波幅的差分对应的前述第一脉搏波的波形的变化量的第一变化量所获得的数值，与前述第二压迫压力与前述第三压迫压力的差分的乘积，从前述第三压迫压力减去而计算出来的结果，作为舒张期血压而计算出来。
优选地，在上述血压测定装置中，使前述第一、第二及第三脉搏波的波形，根据与各个波形的存储在前述存储机构中的最大波幅对应的时刻，而在时间上相一致。
从而，在时间上的一致可以根据存储机构内的存储内容进行。
优选地，上述血压测定装置还包括与前述血压测定并行地从血压测定对象检测心电信号的心电检测机构，
根据在前述一个心搏周期内由前述心电检测机构检测出的前述心电信号中的特征波形，使前述第一、第二及第三脉搏波的波形在时间上一致。
从而，根据与心电信号的心搏同步地特征波形，可以精度更高地使在时间上相一致。
上述特征波形优选地表示出R波的峰值。从而，可以根据噪音成分少的R波的峰值精度更高地使之在时间上一致。
优选地，前述血压计算机构具有计算脉搏压的脉搏压计算机构。从而，在测定血压的同时可以测定脉搏压。
优选地，前述脉搏压计算机构根据前述最大波幅与前述最小波幅的差分以及前述相似比而计算出脉搏压。
优选地，前述血压计算机构还包括检测前述血管开始闭塞的时刻的闭塞起点检测机构，前述闭塞起点检测机构，是将从前述一个心搏周期的终端时刻到对应于前述最大波幅的时刻的多个候选时刻中、对应于前述相似波形的该候选时刻的倾斜波幅和对应于刚好之前的前述候选时刻的前述倾斜波幅之差成为最大的前述候选时刻，作为开始闭塞的时刻而检测出来。
从而，可以利用相似波形的倾斜波幅检测出开始闭塞的时刻。
优选地，上述血压测定装置包括：包含前述相似波形检测机构和前述血压计算机构的第一测定部；在通过前述压迫机构使对前述血管的压迫慢慢地变化的同时，进行根据振量法的血压测定用的第二测定部，前述第一及第二测定部中的一个选择性地被激活。
从而，通过选择性地将第二测定部激活，可以根据现有技术的振量法测定血压。
【附图说明】
图1是根据本实施形式的血压测定装置的功能结构图；
图2是根据本实施形式的血压测定装置的外观图；
图3是使用了根据本实施形式的血压推断的血压测定原理的说明图；
图4是表示存储器存储内容的视图；
图5是表示血压测定的整体动作的流程图；
图6是表示代表性束带压的另外的检测方法的视图；
图7是表示闭塞起点的时间位置的另外的检测方法的视图；
图8是说明根据几何信息进行血压计算的步骤的视图；
图9是说明识别脉搏波起点的步骤的视图；
图10是说明识别闭塞起点的步骤的视图；
图11是说明识别闭塞起点的另外的步骤的视图；
图12是表示根据现有技术的振量法进行的血压推断方法的概念的视图。
【具体实施方式】
下面，参照附图对本发明的实施形式进行详细说明。在本实施形式中，作为振量法的原理，是检测出叠加到束带压信号上的脉搏波(束带压脉搏波)，但脉搏波并不限定于束带压脉搏波，也可以是基于光学或电学原理检测出的脉搏波。
设备的结构
参照图1，根据本实施形式的血压测定装置包括：卷绕于血压测定部位的臂部等的束带1；由向束带1上施加束带压的加压泵构成的加压部2；由将束带1的束带压快速减压用的阀构成的快速排气部3；由检测束带压的传感器构成的束带压检测部4；集中地控制和监视血压测定装置本身的微处理器(下面称之为MPU)6；将由束带压检测部4检测出的模拟的束带压信号输入并放大后变换成数字信号并输出到MPU6中的放大电路/AD转换器5；与左右电极VL和VR及接地电极GD连接的心电检测部7；将由心电检测部7检测出的模拟的心电信号输入、放大之后变换成数字信号并输出到MPU6中的放大电路/AD转换器8；将测定的血压及心电波形的信息等输出的输出部9；以及输入指示及信息用的输入部10。
利用空气系统11将快速排气部3、加压部2、束带压检测部4连接到束带1上。快速排气部3和加压部2由MPU6控制。MPU6包括：与由第二测定部20和第一测定部21进行的血压测定功能以及与血压测定同时并行的心电计测用的心电计测部63；存储各种信号处理所必需的数据的存储器64。第二测定部20具有这样的功能：通过在舒张期血压附近和收缩期血压附近之间，利用加压部4慢慢地向血管增加或减少压迫压力，从而根据现有技术的振量法进行血压测定。第一测定部21包括：从放大电路/AD转换器5输入束带压信号，从输入的束带压信号检测出脉搏波的脉搏波检测部61；以及使检测出的脉搏波的振幅变化与束带压对应，计算出血压值的血压计算部62。血压计算部62包括计算出脉搏压的脉波压计算部65。
图2是图1的血压测定装置的外观图。在图2中省略了用于心电检测的部分的图示。在图2中，在血压测定装置中分别设置有：作为输入部10的电源开关10A、进行操作而指示测定开始用的开始开关10B、以及进行操作以选择第一以及第二测定部21、20的任意一方的血压测定模式的模式开关10C；作为输出部的显示部9A；作为空气系统11的空气管11A。当操作模式开关10C时，使一方的测定部的血压测定被激活(能動化)。
血压测定原理的说明
下面，说明使用了根据本实施形式的血压推定的血压测定原理。利用束带1等而从外部施加压力的动脉，根据外压、即束带压与动脉内压的大小关系，引起容积变化。由于动脉内压在一个心搏周期内在收缩期血压与舒张期血压之间搏动(变化)，所以，动脉的容积也与之相应地变化。该容积变化作为束带压的变化等被检测出来，被称之为用于由振量法计算血压的脉搏波。在图3中的(A)～(C)的左侧，表示对应于一个心搏周期内的束带压的变化的动脉内压波形12，在右侧，表示同样的一个心搏周期内的伴随该动脉内压波形的容积变化的动脉容积波形13、即脉搏波的波形。
其中，如图3中的(A)所示，在未达到舒张期血压的低的束带压Pc1处，动脉容积波形13和动脉内压波形12基本上相似，所以作为束带压变化而被检测出的脉搏波也成为同样的波形。
其次，如图3中的(B)所示，当使束带压增大，变成比舒张期血压高的束带压Pc2时，在一个心搏周期内，动脉压变得比束带压低，出现动脉血管暂时被束带压压扁的期间(下面称之为闭塞期间)14。在闭塞期间14内，由于动脉容积总是为零，所以检测出的脉搏波信号的波形也变成平坦的。当进一步使束带压增大，达到束带压Pc3时，如图3中的(C)所示，闭塞期间14在更早的时刻开始。例如，可以看出，在将检测出一个心搏周期内的脉搏波的振幅的峰值的时刻作为起点时，图3的(B)的闭塞期间14在时刻T1开始，而相对于此，在图3(C)的更高的束带压Pc3下，在时刻T2开始，闭塞期间14早开始图中所示的时间差ΔT。
闭塞期间14的开始时刻(下面称之为闭塞起点)，就是束带压与动脉内压相等的瞬间。从而，如果能够检测出两个闭塞期间14的闭塞起点处的束带压与动脉内压的变化的话，就可以推断出在闭塞起点之外的时刻的动脉内压。具体地说，可以计算出收缩期血压和舒张期血压，进而也计算出平均血压。
如图3中(A)所示，在被认为是与动脉压变化相似的舒张期血压以下的束带压下检测出的脉搏波的波形(动脉容积波形13)，在一个心搏周期内，相对地给出动脉内压在该时刻处于哪一个波幅(レベル：level)。特别是，给出在临床中最重要的收缩期血压、舒张期血压以及平均血压和其它时刻的动脉内压之间的相对关系。而且，可以利用振幅的峰值点而使该脉搏波的波形与其它脉搏波的波形在时间上(時相的に)相一致。
基于这些事实，在本实施形式中，在一个心搏周期内，确定与动脉内压变化相似地进行变化的相似波形(脉搏波的波形)的尺度(スケ一ル：scale)，通过使所确定的相似波形的尺度与表示动脉内压变化的波形尺度相对应，从而计算出血压。即，检测出两个闭塞期间14的闭塞起点、以及在各个闭塞起点的瞬间的动脉内压，利用检测出的信息和相似波形，几何地推定除此之外的时刻的动脉内压。
关于存储器的存储数据
如图4所示，为了进行血压的测定，在存储器64中存储有：对于在测定过程中检测出的每个脉搏波，特定该脉搏波的脉搏波编号30；后面所述的脉搏波起点的数据31；后面所述的代表束带压的数据32；脉搏波成分的数据33；最大振幅的数据34；表示检测出最大振幅的时刻的数据35；以及闭塞起点的数据36。脉搏波成分的数据33是将整个一个心搏周期的时间信息与在整个一个心搏周期内变化的脉搏波波形的波幅对应起来表示。血压测定装置的动作
这里，设定通过模式开关10C的操作，选择性地使第一测定部21进行的血压侧功能被激活。
(整体动作)
下面，参照图5的流程图，对利用根据血压测定装置的第一测定部21进行血压测定的整体动作进行说明。根据该流程的程序，预先存储在MPU6的存储器64内，在MPU6的控制之下执行。
将束带1卷绕到血压测定对象的臂部，另外将利用MPU6而与血压测定并行地进行心电计测用的左右电极VL和VR以及接地电极GD安装到对象的身体上。然后，使用者将电源开关10A接通时，进行初始化处理(步骤ST(下面简单地写成ST)1a)。在初始化处理中将后面描述的标志FL设定为初始值(＝0)。
然后，当使用者将开始开关10B接通时，并行地进行血压测定和心电计测。这里，省略对用于心电测量的处理的详细描述。
由于当开始血压测定时，MPU6使加压部2的图中未示出的泵开始起动，从而对于束带1的加压开始，束带压开始慢慢地增大(ST1b)。伴随着束带压的增大，将束带压信号经由束带压检测部4和放大电路/AD转换器5，而输入到MPU6。
其次，执行在束带压信号上识别每一个心搏周期的、即每一个心搏的脉搏波的起点的脉搏波起点识别处理(ST2)。在检测出脉搏波起点的同时特定脉搏波，被特定的脉搏波作为脉搏波编号30被存储在存储器64中，对应的脉搏波起点的数据31也被存储。对脉搏波起点的检测后面详细描述。其次，对于每一次心搏，利用束带压检测部4检测出与存储在存储器64中的脉搏波分别对应的束带压(下面称之为代表性束带压)，作为数据32对应地存储在存储器64内(ST3)。该代表性束带压可以作为一个心搏周期内的任何时刻的束带压，但在本实施形式中，以在脉搏波的起点处检测出的束带压信号的值作为代表性的束带压。
这里，将代表性束带压作为对应于脉搏波起点的束带压，但实际上如图6所示，由于相对于脉搏波72，束带压Pc不是像实线所示的那样，而是像虚线那样变化，所以通过将闭塞起点处的束带压PA(PB)作为代表性束带压，可以获得更高的测定精度。
其次，判断控制处理动作的标志FL是否为0(ST4)。当判断为0时，MPU6以被识别出的脉搏波起点为基础，在整个所述心搏周期内从束带压信号中提取出脉搏波成分，作为数据33而存储到存储器64内(ST5)。其次，识别所述脉搏波波形的最大振幅的波幅和变成最大波幅的时刻，作为数据34和35存储到存储器64中(ST6)。
在下一个处理中，对于存储在存储器64中的一个心搏单位的脉搏波，执行识别闭塞起点的闭塞起点识别处理，被识别出的闭塞起点作为数据36被存储在存储器64中(ST7)。对于这种闭塞起点识别处理的详细情况在后面描述。但是，在束带压处于舒张期血压以下的情况下，成为处理对象的脉搏波中不存在闭塞期间。在这种情况下，作为没有闭塞期间，只将该判断结果作为数据36存储在存储器64内。
束带压上升，终于超过舒张期血压，结果是，当MPU6判断开始检测出存在闭塞期间的脉搏波时(ST8)，将与刚好在此之前的心搏对应的脉搏波(即，不存在闭塞期间的脉搏波中，最后被检测出的脉搏波)作为第一脉搏波，将该心搏的脉搏波(即存在闭塞期间的脉搏波信号中的最初检测出的脉搏波)特定为第二脉搏波，而将指示第一和第二脉搏波被特定用的标志FL更新为1(ST9)。此外，第一脉搏波不必局限于刚好在此之前的心搏的脉搏波，但由于刚好在此之前的心搏的脉搏波比其以前的心搏的脉搏波的振幅大，噪音小，所以通过利用刚好在其之前的心搏的脉搏波，可以获得更高的测定精度。
然后，为了对下一个心搏重复进行同样的处理，返回ST2，在ST3，检测出针对下一个心搏的脉搏波的代表性束带压并作为数据32而存储到存储器64内，进入到处理ST4。这时，由于标志FL表示1，所以处理ST4的判断结果转移到下一个处理(ST10)。
在下一个处理中，判断与第二脉搏波对应并存储在存储器64内的代表性束带压(例如为代表性束带压Pc2)和对应于在该时刻检测出的脉搏波而存储的代表性束带压之间的差值是否在规定值(例如10mmHg)以上(ST10)。在该差值不在规定值以上(ST10中为“否”)的期间内，束带压继续慢慢上升，继续重复进行脉搏波起点识别处理(ST2)和代表性束带压存储处理(ST3)。
然后，当针对相对于代表性束带压Pc2的当前检测出的脉搏波的代表性束带压的增量变成规定值以上(ST10中为“是”)时，进入下一个处理(ST11)。这样，在从检测出第二脉搏波起到上升到规定的束带压(例如10mmHg)止的时间内进入下一个处理的原因，是为了在利用后面描述的几何方法进行血压的推定中，保持其精度。
在下一个处理中，将当前的心搏的脉搏波特定为第三脉搏波(ST11)，接着对第三脉搏波进行ST12～ST14的处理。由于这些处理和ST5～ST7的处理完全相同所以省略其说明。
如上所述，当捕捉(检测出并存储)一个心搏的量的不存在闭塞期间的脉搏波(第一脉搏波)，并且捕捉(检测出并存储)两个心搏的量(第二及第三脉搏波)的存在闭塞期间的脉搏波时，根据存储在存储器64内的内容，进行如下这样的血压的计算。
首先，根据存储在存储器64内的内容，分别计算出对于第二及第三脉搏波、以脉搏波振幅(脉搏波波形)成为最大波幅的时刻作为基点的闭塞起点的时间的位置T1和T2(ST15)。
时间位置T1和T2的检测方法不必局限于此，例如，如图7所示，也可以将心电计测部63针对从心电检测部7输入的心电信号80(R波)，在每一次心搏内检测出的振幅为最大的时刻PT存储在存储器64内，将其作为基点，分别计算出闭塞起点的时间的位置T1和T2。
然后，利用存储在存储器64内的第一、第二以及第三脉搏波1TH、2TH以及3TH的数据，根据如图8所示的几何信息计算出血压。通过将第一、第二和第三脉搏波1TH、2TH和3TH的数据存储在存储器64中，利用存储的数据确定脉搏波波形的尺度。而通过使所确定的脉搏波波形的尺度与表示血管内的压力的变化的波形尺度相一致，计算出收缩期血压和舒张期血压等血压。
首先，计算出收缩期血压SP(ST16，ST17)。具体地说，在图8中，使第一、第二和第三脉搏波波形在时间上一致。即，根据数据33、34和35，基于第一脉搏波1TH的振幅成为最大波幅时的时刻的轴TT，使第二及第三脉搏波2TH及3TH各自的振幅成为最大波幅的时刻在时间上一致。而特定在闭塞起点的时间位置T1及T2与第一脉搏波1TH的波形上对应的点处对应的波幅(压力波幅)A1和A2。由此，特定对应于从时间位置T2向T1过渡的脉搏波波形(第一脉搏波1TH)的位移量ΔA(＝A2-A1)，可以确定对于脉搏波波形的尺度。
从而求出关于与特定的波幅A1向A2的变化量(＝ΔA)相当的第一脉搏波1TH的束带压变化量ΔPc(＝Pc3-Pc2)。ΔA与ΔPc之比为动脉的内压变化的波形与脉搏波的波形的相似比。然后，求出在波幅A2与在第一脉搏波1TH的处理ST6中检测出的振幅最大值Amax之间，第一脉搏波1TH的变化量(＝Amax-A2)。然后，通过在变化量(＝Amax-A2)被变化量ΔA(＝A2-A1)除而得的比值与束带压变化量ΔPc的乘积上加上束带压Pc3，可以求出收缩期血压SP。这一系列运算步骤有公式(1)表示。
SP＝Pc3+(Pc3-Pc2)×(Amax-A2)/ΔA…(1)。
公式(1)中的变量Pc2和Pc3，表示与第二和第三脉搏波对应、存储在存储器64中的数据32的代表性束带压的数值。在当前的情况下，第三脉搏波是以比第二脉搏波更高的束带压而被捕捉的，从而假定Pc3＞Pc2。公式(1)也可以是SP＝Pc2+(Pc3-Pc2)×(Amax-A1)/ΔA。然后，利用下式(2)同样地计算出舒张期血压DP(ST18)。
DP＝Pc2-(Pc3-Pc2)×(A1-Amin)/ΔA…(2)。
公式(2)中变量Pc1是表示与第一脉搏波1TH相对应、存储在存储器64内的数据32的代表性束带压的值。变量Amin表示第一脉搏波1TH的波形的最小波幅，它可以作为与数据33表示的脉搏波成分中的数据31表示的脉搏波起点相对应的脉搏波的波形波幅，而很容易被求出。公式(2)也可以是DP＝Pc3-(Pc3-Pc2)×(A2-Amin)/ΔA。
公式(1)和公式(2)都是根据对脉搏波波形的几何信息，利用相似比计算血压的情况。
如上所述，当对收缩期血压SP和舒张期血压DP两者的计算完毕时，束带1内的空气由快速排气部3排气，将束带压排除，血压计算结果经由输出部9而显示在显示部9A上。至此动作结束(ST19)。
但是在本实施形式中，将关于各心搏的脉搏波的代表性束带压作为脉搏波起点的束带压信号值，但并不限定与此。即，严格地说，在脉搏波起点与用于上述的血压计算处理的闭塞起点之间有时间差，在此期间束带压也继续增加。从而，如果将第二及第三脉搏波的代表性束带压作为在闭塞起点检测出的束带压的话，当能进一步提高血压计算精度。
此外，也可以和血压的计算并行地计算出脉搏压(收缩期血压和舒张期血压之差)。脉搏压的计算，可以基于最大波幅Amax与最小波幅Amin的差分和相似比而计算出。
其次，对图5的流程图的脉搏波起点识别处理(ST2)、脉搏波提取处理(ST5、ST12)、以及闭塞起点识别处理(ST7、ST14)进行说明。
(脉搏波起点识别处理)
脉搏波起点识别的概念示于图9。在图9上表示出随着时间T的进展的束带压信号70、通过将束带压信号70微分而获得的束带压微分信号71、以及从束带压信号70中提取出的表示脉搏波的脉搏波信号72。束带压信号70是由束带压检测部4检测出的信号，叠加有脉搏波。与束带压信号70相关联，表示利用MPU6经由加压部2对束带1附加的压力的束带压Pc。脉搏波起点可以用各种各样的方法进行识别，但一般地，通过对束带压信号70进行高通滤波器处理及MPU6的微分处理等，使强调脉搏波的竖起的滤波器输出信号和微分信号(束带压微分信号71)的振幅作为开始超过规定的阈值的时刻等而被识别。这是基于脉搏波朝向振幅的峰值点的开始时的竖起在一个心搏周期内是最陡峭的这一事实。
(脉搏波提取处理)
脉搏波信号72从束带压信号70中被提取出来，可以考虑有各种方法。在本实施形式中，作为一个例子，是通过从原有的束带压信号70中除去束带压Pc的基本变动部分、即慢慢增大的成分，从而提取脉搏波成分(脉搏波信号72)的方法。
如图9所示，在束带压信号70中，用实线表示的脉搏波成分，叠加在用束带压Pc慢慢增大的虚线表示的成分上。虚线的束带压慢慢增大的成分，是在对各心搏识别脉搏波起点之后，用直线将相邻的脉搏波起点彼此连接起来而成。将虚线表示的束带压慢慢增大的成分从原有的束带压信号70中去除，得到脉搏波成分。脉搏波信号72，是将这样提取出来的脉搏波成分按比例放大而表示的。
(闭塞起点识别处理)
如前面所述，所谓闭塞期间，是指动脉血管由于束带压的作用变成被完全压扁的状态的期间。从而，在此期间，由于不发生动脉容积的变化，所以脉搏波波形基本上是平坦的。另一方面，在该闭塞期间之前，脉搏波振幅波幅从脉搏波的振幅的最大点慢慢地持续减小(下面称之为减小期间)。作为减少期间和闭塞期间的交界的闭塞起点，可以用各种方法识别，但在这里，举例说明基于在闭塞起点处作为其特征观察到的脉搏波波形的转折点的检测的方法。
图10表示基于将脉搏波的波形进行微分的微分波形的闭塞起点的识别处理的概念。在图10中，表示借助脉搏波提取处理提取出来的脉搏波信号72的波形、和脉搏波波形信号72的二次微分信号D2以及三次微分信号D3的波形随着时间T的变化情况。此外，在图10中表示出了用于表示二次微分信号D2及三次微分信号D3的波幅0的基线BL。
首先，MPU6计算出对于提取出来的脉搏波信号72的二次及三次微分信号D2及D3的波形。其次，以脉搏波信号72的振幅的峰值点PP(振幅最大点)为起点，检测出沿着时间T的经过方向，二次微分信号D2的波形从负向正转移的时刻。在峰值点PP处，由于脉搏波信号72的波形是向上凸的形状，所以二次微分信号D2的波形显示出负值，但从峰值点PP随着时间T的经过，到达脉搏波信号72的振幅波幅下降的区间时，二次微分信号D2的波形按照负→零→正的数值的方式转移。而在闭塞起点，二次微分信号D2的波形达到极大点。由于在脉搏波信号72的波形中会混入有各种人为现象(artifact)，所以只简单地求出二次微分信号D2的波形的峰值(极大点)，容易造成对闭塞起点的误识别。因此，当MPU6在二次微分信号D2的波形在到达极大点的附近识别出三次微分信号D3的波形从正转移到负时(即，检测出存在着基线BL与三次微分信号D3的波形的交点P3时)，最终，将该交点作为闭塞起点P1。在检测出闭塞起点P1、经过闭塞期间之后，检测关于下一个脉搏的脉搏波起点P2。
此外，也可以如图11所示的检测闭塞起点。在图11中表示出随着时间T变化的脉搏波信号72以及表示脉搏波信号72的斜率的斜率信号73。从由向下一个心搏周期的脉搏波信号72的最大振幅PP竖起的时刻(脉搏波起点P2)定义的该心搏周期的终端时刻TE起，向对应于该心搏周期的最大振幅PP的时刻PT的方向(箭头AR方向)而顺着时间T，针对多个闭塞起点的候选点Ri(i＝1、2、3、…、n)，将脉搏波信号72与斜率信号73相交时刻的候选点R1以前的斜率信号73的波幅与该候选点R1以后的候选点Ri中对应的斜率信号73的波幅之差成为最大的候选点Ri确定为闭塞起点P1。在图11中，可以将候选点Rn定为闭塞起点P1。
这里所公开的实施形式完全是为了举例进行说明，不应当理解为是对本发明的限制。本发明的范围不由上面的说明来决定，而是由权利要求书来表示，包括在权利要求的范围及与之等效的意义和范围内的所有变更。
根据本发明，由于可以利用与在整个一个心搏周期内检测出的血管内的压力相似地变化的相似波形的尺度计算出血压，所以，可以在短时间内测定血压。即，根据本发明的一个方面，确定相似波形的尺度，使所决定的相似波形的尺度与表示血管内的压力变化的波形的尺度相互对应用的相似比，可以简单地利用两个时刻的波幅的差分与分别对应于该两个时刻利用压迫压力检测装置检测出的压迫压力值的差分之比求出。此外，由于两个时刻的波幅位于最大波幅和最小波幅之间，所以，不必压迫到最大波幅、即最高血压，就可以进行测定。此外，由于只检测出两个时刻的波幅和压迫压力值就可以进行测定，所以，可以缩短测定时间。
此外，根据本发明的另一个方面，利用脉搏波检测机构检测出第一、第二及第三脉搏波，将第一、第二及第三脉搏波的波形波幅在一个心搏周期内存储到存储机构中，利用处理机构、根据相似比确定相似波形的尺度，使所确定的相似波形的尺度与表示血管内的压力变化的波形尺度相对应，可以计算出血压。