JP2001187032A

JP2001187032A - 血圧測定装置

Info

Publication number: JP2001187032A
Application number: JP37436199A
Authority: JP
Inventors: Sadao Omata; 定夫尾股
Original assignee: AINOSU KYODO KUMIAI
Current assignee: AINOSU KYODO KUMIAI
Priority date: 1999-12-28
Filing date: 1999-12-28
Publication date: 2001-07-10
Anticipated expiration: 2019-12-28
Also published as: JP4505093B2

Abstract

(57)【要約】【課題】血圧の測定を精度良く行いかつ被験者の負担
を軽減する。【解決手段】送波部２１は、電気信号を変換して電磁
波または超音波例えば赤外光の体内へ送波し、受波部２
２は、体内における反射波を受波して電気信号に変換す
る。周波数測定部３１により測定された自励発振回路１
１の周波数ｆは、血圧計算部３２において呼び出された
相関パラメータに基づいて血圧値Ｐに変換され、表示部
３５においてこの血圧値あるいは血圧波形の表示が逐次
実施される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、血圧測定装置、特
に非観血型の血圧測定装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】血圧値は様々な病気の指標となることか
ら、血圧測定装置は、医療現場のみならず一般家庭にお
いても広く普及しつつある。血圧測定装置には、大別し
て、圧力センサを備えた注射針を動脈血管内に挿入して
直接的に計測する観血型装置と、血管の外部から間接的
に測定する非観血型装置とがある。観血型装置は、正確
な圧力レベルの計測が可能であるとともに、圧力変動即
ち脈圧の正確な計測が可能であるという利点を有する反
面、血管内特に圧力の高い動脈内への注射針の挿入に伴
う出血に細心の注意を要するため、特別な医療現場でし
か用いられていないのが現状である。一方、非観血型装
置として一般的な圧迫カフを利用して行う従来の装置
は、コロトコフ音の現出および消滅を検知して行うもの
であるが、このコロトコフ音の測定を自動化したものが
開発され、適用が非常に容易となり、一般にも広く普及
しつつある。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うな圧迫カフを用いた従来の装置においては、コロトコ
フ音測定用のマイクロフォンが周囲の騒音を拾い、正確
に測定を行えない場合が生じるという問題が生じてい
た。また、測定の度にその都度圧迫カフにより測定部位
を圧迫しなければならず、特に測定を繰り返して実施す
る際には、うっ血や心理的ストレス等、被験者に対し少
なからず負担を与えてしまうという問題が生じていた。
さらに、この装置においては圧力脈動を計測することは
不可能であった。

【０００４】

【課題を解決するための手段】かかる事情に鑑み、本発
明によれば、体内に送波した電磁波または超音波の反射
波の周波数に基づいて血圧を算出することにより、コロ
トコフ音を利用することなく、測定精度が高く適用の容
易な非観血型の血圧測定が実現される。また、圧迫カフ
が不要となるため、被験者への負担を軽減することがで
きる。さらに本発明によれば、血圧脈動の測定も可能と
なる。

【０００５】

【発明の実施の形態】以下、本発明を血圧測定装置に適
用した第一の実施の形態について図面を参照しながら説
明する。図１には、本実施形態にかかる血圧測定装置の
概略システム構成を示すブロック図を、図２には、本実
施形態にかかる血圧測定装置のセンサユニットの側断面
図を、図３には、本実施形態にかかる血圧測定装置のゲ
イン変化補正回路の一例を示す回路構成図を、図４に
は、本実施形態にかかる血圧測定装置の送波回路の一例
を示す回路構成図を、そして図５には、本実施形態にか
かる血圧測定装置の受波回路の一例を示す回路構成図を
それぞれ示す。

【０００６】＜血圧測定装置のシステム構成＞まず、
本実施形態にかかる血圧測定装置の概略システム構成に
ついて図１，２を用いて説明する。この血圧測定装置１
は、電気信号を変換して電磁波または超音波例えば赤外
光の体内への送波を行う送波部２１と体内における反射
波例えば反射赤外光を受波して電気信号に変換する受波
部２２とを備えるセンサユニット２０と、このセンサユ
ニット２０を制御し、受波した反射波の周波数に基づい
て血圧を計算する制御ユニット１０とを備える。

【０００７】センサユニット２０は、送波部例えば赤外
光の発光素子２１（例えばＬＥＤ）と、受波部例えば赤
外光の受光素子２２（例えばフォトトランジスタ）と、
これらを交互に複数備えた帯状体２３とを有する。帯状
体２３は、測定部位例えば手首４０に、貼付部例えばマ
ジックテープ２４により測定部位に着脱自在に例えば巻
き付けにより装着される。そしてこの帯状体２３の測定
部位４０への装着によりこれら送波部２１および受波部
２２が測定部位４０の外周に沿って交互に測定部位４０
の表面に密着するように構成される。このように、測定
部位４０外周に沿って送波部２１あるいは受波部２２を
交互にあるいは複数配置することにより、装着位置の外
周方向のずれに伴う受波電気信号のゲインの変化が抑制
され、これらの外周方向の装着位置に配慮することなく
迅速にセンサユニット２０の装着を行うことができる。

【０００８】制御ユニット１０は、受波部２２において
受波した反射波に基づく電気信号を前記送波部２１に帰
還して自励発振する自励発振回路１１と、反射波の周波
数として例えば自励発振回路１１の発振周波数を測定す
る周波数測定部３１と、この周波数測定部３１により測
定された周波数に基づいて血圧を算出する血圧計算部３
２と、周波数と血圧との相関パラメータを記憶する記憶
部３３と、前記相関パラメータなど各種パラメータの設
定入力あるいは制御ユニット１０に対する操作指示入力
を行う入力部３４と、測定された脈動波形あるいは血圧
値を表示する表示部３５と、を備える。

【０００９】前記自励発振回路１１は、ゲイン変化補正
回路１３と、送波部２１を接続する送波回路１４と、受
波部２２を接続する受波回路１５と、電気信号例えば受
波部２２からの電気信号を増幅する増幅回路１２と、を
備え、受波部２２において受波した反射波に基づく電気
信号を前記送波部２１に帰還して自励発振する帰還ルー
プを構成している。

【００１０】ゲイン変化補正回路１３は、周波数の変化
に対してゲインを変化（例えば上昇）させる機能を備え
るとともに、自励発振回路１１の入力位相と出力位相と
の位相差である入出力合成位相差を零に調節し帰還発振
を促進するフェーズトランスファ機能を備え、入出力合
成位相差が零になるまで周波数を変化させるとともにこ
の周波数の変化に応じてゲインをさらに変化（例えば上
昇）させる機能を備える。本実施形態においては、ゲイ
ン変化補正回路１３として、周波数の変化に対してゲイ
ンが上昇する周波数−ゲイン特性を有するフィルタ回路
が使用される。図３はゲイン変化補正回路１３に使用さ
れる一例としてのフィルタ回路の回路構成図である。こ
のフィルタ回路は、抵抗素子Ｒ１１、Ｒ１２、Ｒ１３、
Ｒ１４、容量素子Ｃ１１、Ｃ１２、Ｃ１３、Ｃ１４、及
び増幅回路ＡＭＰを備える。この例では、抵抗素子Ｒ１
１は１０ＫΩ、抵抗素子Ｒ１２は２２０Ω、抵抗素子Ｒ
１３は４２０ＫΩ、抵抗素子Ｒ１４は２．２ＫΩにそれ
ぞれ設定される。増幅回路ＡＭＰには、電源端子Ｖ１１
から電源（１２Ｖ）が供給される。また基準電源端子Ｖ
１２には電圧（−１２Ｖ）が印加される。図中、符号Ｖ
ｉｎは信号の入力端子、符号Ｖｏｕｔは信号の出力端子
である。このフィルタ回路はバンドパスフィルタ回路の
特性を備える。ゲイン変化補正回路１３の入力端子Ｖｉ
ｎは増幅回路１２の出力端子に接続され、出力端子Ｖｏ
ｕｔは送波回路１４の入力端子に接続される。

【００１１】図４に、送波回路の一例としての赤外光の
発光回路１４を示す。この発光回路１４は、例えば抵抗
素子Ｒ２１、Ｒ２２、容量素子Ｃ２１、可変抵抗素子Ｖ
Ｒ２１、およびトランジスタＴＲ２１を備える。抵抗素
子Ｒ２１およびＲ２２は例えば２．２ＫΩ、容量素子Ｃ
２１は例えば１μＦ、可変抵抗素子ＶＲ２１は例えば１
００Ωにそれぞれ設定される。またこの回路には、例え
ば電源端子Ｖ２１から電源（１２Ｖ）が供給される。信
号の入力端子Ｖｉｎから入力された電気信号は、トラン
ジスタＴＲ２１と電源端子Ｖ２１とに両端を並列に接続
された複数の発光素子２１において赤外光に変換され送
波される。入力端子Ｖｉｎはゲイン変化補正回路１３の
出力端子に接続される。

【００１２】図５に、受波回路の一例としての赤外光の
受光回路１５を示す。この受光回路１５は、例えば複数
の受光素子２２一個に対して抵抗素子（Ｒ３１、Ｒ３
２、・・・）およびトランジスタ（ＴＲ３１、ＴＲ３
２、・・・）を並列にそれぞれ一個ずつ備える。抵抗素
子（Ｒ３１、Ｒ３２、・・・）はそれぞれ例えば１０Ｋ
Ωに設定される。この回路には、例えば電源端子Ｖ３１
から電源（＋５Ｖ）が供給され、また例えば基準電源端
子Ｖ３２には電圧（−５Ｖ）が印加される。受光素子２
２において受光された赤外光は電気信号に変換され、出
力端子Ｖｏｕｔより出力される。出力端子Ｖｏｕｔは増
幅回路１２を介してゲイン変化補正回路１３の入力側に
接続される。即ちこの例の場合には、出力端子Ｖｏｕｔ
は増幅回路１２の入力端子に接続される。

【００１３】＜自励発振の基本原理＞次に、自励発振
の基本原理について説明する。図６は自励発振回路１
１、ゲイン変化補正回路１３のそれぞれの周波数特性を
合成した総合周波数特性を示す周波数−ゲイン−位相特
性曲線図である。横軸は周波数を示し、縦軸はゲイン、
位相のそれぞれを示す。周波数−ゲイン特性曲線ＴＧは
自励発振回路１１の周波数特性にゲイン変化補正回路１
３の周波数特性を合成した総合周波数特性である。この
周波数−ゲイン特性曲線ＴＧは、低周波数側の帯域にお
いては周波数の増加とともにゲインが上昇し、共振周波
数ｆ０の帯域でゲインが最大になり、高周波数側の帯域
においてはゲインが減少する、山なりの曲線を描く。特
性曲線θ₁₁は自励発振回路１１の入力位相と出力位相と
の差である入出力位相差を示す位相特性である。

【００１４】この自励発振回路１１においては、周波数
−ゲイン特性曲線ＴＧのゲイン極大値ＴＧＳを示す共振
周波数ｆ０で自励発振回路１１の入出力位相差が零にな
る調節がなされる。すなわち、自励発振回路１１におい
て、受波回路１５から出力される共振周波数の位相（入
力位相）θ₁とゲイン変化補正回路１３から出力され送
波回路１４に帰還されるゲイン上昇後の位相（出力位
相）θ₂との位相差である入出力合成位相差θ₁₁が零
（θ₁₁＝θ₁＋θ₂＝０）に調整される。この入出力合成
位相差θ₁₁の調節により、ゲイン変化補正回路１３を含
む自励発振回路１１の入力位相θ₁と出力位相θ₂との間
に位相差が存在する場合には入出力合成位相差θ₁₁が零
になるまで帰還が繰り返し行われ、入出力合成位相差θ
₁₁が零になった時点で発振が行われる。この結果、自励
発振回路１１の帰還発振をより確実に行い、帰還発振を
促進することができる。入出力合成位相差θ₁₁の調節は
ゲイン変化補正回路１３において行われる。ゲイン変化
補正回路１３は周波数特性において中心周波数を調節す
ることにより容易に入出力合成位相差θ₁₁の調節を実現
できる。

【００１５】図７は前記自励発振回路１１、ゲイン変化
補正回路１３のそれぞれの周波数特性を示す周波数−ゲ
イン−位相特性曲線図である。横軸は周波数を示し、縦
軸はゲイン、位相のそれぞれを示す。ゲイン変化補正回
路１３の周波数−ゲイン特性曲線１３Ｇは、低周波数側
の帯域においては周波数の増加とともにゲインが上昇
し、中心周波数の帯域でゲインが最大となり、高周波数
側の帯域においてはゲインが減少する、山なりの曲線を
描く。特性曲線θ₁₃はゲイン変化補正回路１３の入出力
位相差を示す位相特性である。特性曲線ＭＧはゲイン変
化補正回路１３を除く自励発振回路１１の周波数−ゲイ
ン特性曲線である。周波数−ゲイン特性曲線ＭＧは、中
心周波数、周波数帯域及びゲイン極大値は異なるが、基
本的にはゲイン変化補正回路１３の周波数特性と同様
に、山なりの曲線を描く。

【００１６】本実施形態においては、周波数−ゲイン特
性曲線ＭＧ、１３Ｇにそれぞれ示すように、ゲイン極大
値Ｓ１が示す自励発振回路１１の中心周波数ｆ１と、ゲ
イン変化補正回路１３のゲイン最大値１３ＧＳが示す中
心周波数ｆ２とを、意図的にずらした周波数帯域に設定
する。ここでは例えば、血圧値が高い程ゲインが高くな
るように、自励発振回路１１の中心周波数ｆ１に対して
ゲイン変化補正回路１３の中心周波数ｆ２を高い周波数
帯域に設定する。

【００１７】血圧に変動が生じると、受波部２２により
受波された反射波の周波数特性あるいは指向特性、即ち
本実施形態では受光素子２２により受光される体内で反
射された赤外光の周波数特性あるいは指向特性が変化
し、これに起因して自励発振回路１１の電気信号の周波
数、ゲイン、位相、振幅がいずれも変化する。本発明者
により、血圧の変化に応じて反射波の周波数ひいては信
号の発振周波数が変化し、またこれら周波数のシフトに
よる周波数の変動波形が血圧の変動波形に対応する相似
形状となることが確認された。即ち、自励発振回路１１
の周波数は、血圧の変化に応じ、自励発振回路１１の中
心周波数ｆ１から共振周波数ｆ１１まで変化（例えば上
昇）する。またここでは、自励発振回路１１の周波数−
ゲイン特性曲線ＭＧのゲイン極大値は、ゲイン極大値Ｓ
１からゲイン変化補正回路１３の周波数−ゲイン特性曲
線１３Ｇに沿って変化し、ゲイン極大値Ｓ１から上昇す
るように変化する。即ち、自励発振回路１１の周波数−
ゲイン特性曲線ＭＧは周波数−ゲイン特性曲線ＭＧ１に
変化し、ゲイン極大値Ｓ１はゲイン極大値Ｓ１１に、ゲ
インＧ１はゲインＧ１１にそれぞれ変化する。

【００１８】自励発振回路１１の帰還ループには抵抗素
子と容量素子とを組み合わせた回路が含まれているた
め、自励発振回路１１の入力位相θ₁と出力位相θ₂との
間には必ず位相差Δθが存在する。ここで、ゲイン変化
補正回路１３はフェーズトランスファ機能を備えてお
り、ゲイン変化補正回路１３を含む帰還ループの入出力
合成位相差θ₁₁が零になる調節をしているので、入出力
合成位相差θ₁₁が零になる帰還発振の安定点に到達する
まで、周波数はさらに変化し、ゲインもさらに変化す
る。すなわち、自励発振回路１１の周波数−ゲイン特性
曲線ＭＧ１は周波数−ゲイン特性曲線ＭＧ１に変化し、
共振周波数ｆ１１は共振周波数ｆ１２に変化する。この
共振周波数ｆ１２への変化に伴い、ゲイン極大値Ｓ１１
はゲイン極大値Ｓ１２に変化し、ゲインＧ１１はゲイン
Ｇ１２に変化する。すなわち、位相差Δθに相当する
分、自励発振回路１１の中心周波数ｆ１は共振周波数ｆ
１２まで連続的に変化例えば上昇するとともに、ゲイン
Ｇ１はゲインＧ１２まで連続的に変化例えば上昇する。
結果的に、自励発振回路１１において、周波数変化量Δ
ｆが得られるとともにゲイン変化量ΔＧが得られる。自
励発振回路１１の周波数変化量Δｆ、ゲイン変化量ΔＧ
がそれぞれ得られた時点で入出力合成位相差θ₁₁が零に
なり、自励発振回路１１は帰還発振する。このように、
本実施形態にかかる血圧測定装置１においては、周波数
変化量Δｆ、位相差Δθがそれぞれ増長して変化するた
め、より血圧の変動幅を増大させて血圧の変動を捉えや
すくすることが可能となるとともに、血圧測定に十分な
検出電圧を得ることが可能となる。

【００１９】＜血圧測定装置のキャリブレーション＞
次に、本実施形態にかかる血圧測定のキャリブレーショ
ンについて説明する。図８に、キャリブレーション測定
により算出した自励発振回路１１の発振周波数ｆと血圧
値Ｐとの相関の一例を示す。ここでは、キャリブレーシ
ョンは、各測定実施条件毎、例えば被験者毎、測定部位
毎、被験者の運動状態毎（例えば安静時、運動後など）
あるいは測定部位の内部構成の変化（例えば体脂肪率、
血管の硬度、血液成分等の変化など）に応じて適宜行
う。これは、送波波の反射物あるいは媒質の組成状態に
より、反射波の周波数に差異が生じるからである。この
キャリブレーションは、同一の条件下において他の圧力
測定法例えばカフ圧迫法により測定された最高血圧およ
び最低血圧と、本発明にかかる方法により測定された周
波数波形例えば自励発振回路１１の周波数波形との比較
により行われる。より具体的には、例えば図８の例で
は、ある条件下（以下条件１とする）において測定した
自励発振回路１１の周波数の変動波形における最大周波
数ｆｍａｘ１と最小周波数ｆｍｉｎ１とを、それぞれ、
条件１下においてカフ圧迫法により測定した最高血圧Ｐ
ｍａｘ１と最低血圧Ｐｍｉｎ１とに対応付け、周波数ｆ
を血圧Ｐの関数例えば１次関数Ｑ１として近似する。即
ち、この条件１下においては、血圧Ｐは、Ｐ＝Ｑ１
（ｆ）として求めることができる。また、別の条件下
（例えば、被験者が異なる場合、同一被験者における運
動状態が異なる場合など；以下条件２とする）において
測定した自励発振回路１１の周波数変動波形における最
大周波数ｆｍａｘ２と最小周波数ｆｍｉｎ２とを、それ
ぞれ、条件２下においてカフ圧迫法により測定した最高
血圧Ｐｍａｘ２と最低血圧Ｐｍｉｎ２とに対応付け、周
波数ｆを血圧Ｐの関数例えば１次関数Ｑ２として近似す
る。即ち、この条件２下においては、血圧Ｐは、Ｐ＝Ｑ
２（ｆ）として求めることができる。そして記憶部３３
には、前記したような各条件毎に、条件を識別するフラ
グｆｇ（例えば条件１に対してはｆｇ＝１、条件２に対
してはｆｇ＝２）とともに、この関数の相関パラメータ
（例えば条件１の場合、１次関数Ｑ１（ｆ）におけるｆ
の０次の係数ｋ０１および１次の係数ｋ１１など）が格
納される。そして実際の測定時には、入力部における測
定実施条件の入力に応じた相関パラメータ（例えば入力
された測定実施条件が前記フラグｆｇ＝１に対応する条
件であった場合にはｋ０１およびｋ１１）が、血圧計算
部３２に呼び出され、発振周波数ｆとこれら相関パラメ
ータとに基づいて血圧値Ｐが計算される。

【００２０】＜血圧の測定＞次に、本実施形態にかか
る血圧測定について説明する。図９に、本実施形態にか
かる血圧測定装置１により測定された血圧波形の一例を
示す。前述のキャリブレーションにより相関が求められ
た後、血圧の測定が行われる。被験者の測定部位にセン
サユニット２０が装着され、血圧の測定が開始される。
この際、前述した被験者、測定部位あるいは被験者の状
態などキャリブレーションを実施した条件を識別する情
報が入力部３４より入力され、これに基づいて血圧計算
部３２は条件に適合する相関パラメータを記憶部３３よ
り呼び出す。この際キャリブレーションの実施条件が入
力されなかった場合あるいはその条件が認識できなかっ
た場合には、記憶部３３に格納された基準相関パラメー
タが呼び出される。そして周波数測定部３１により測定
された自励発振回路１１の周波数ｆは、血圧計算部３２
において呼び出された相関パラメータに基づいて血圧値
Ｐに変換され、表示部３５においてこの血圧値あるいは
図９に示すような血圧波形の表示が逐次行われる。

【００２１】このように、体内に向けて送波した電磁波
の反射波の周波数に基づいて血圧を算出することによ
り、従来のコロトコフ音方式のように外部の騒音等の影
響を受けることなく、血圧の測定精度を向上することが
できる。また、測定部位の圧迫あるいは血管への注射針
の挿入を伴わないため、被験者の負担を軽減することが
できる。またさらに、脈動波形を測定可能であるため、
不整脈など心臓の挙動に関する診断も可能となる。

【００２２】また前述したように、本実施形態にかかる
血圧測定装置は、ゲイン変化補正回路１３のフェーズト
ランスファ機能により位相差を打ち消し、入出力合成位
相差が零になるまで周波数の変化させ、またゲインを変
化させることにより、検出される周波数をより大きな変
動幅に、また検出される信号をより大きな電圧値に増大
させることができ、このためより確実かつより容易に血
圧の測定を行うことができる。

【００２３】なお、本発明は前述の実施の形態には限定
されない。本発明において、ゲイン変化補正回路１３
は、増幅回路１２と受波回路１５との間に配置すること
も可能である。また、ゲイン変化補正回路１３は周波数
の変化に対してゲインを上昇しこのゲインの上昇により
電圧を増加する特性を備えていれば良いので、前述の実
施形態のバンドパスフィルタ回路以外にも、ローパスフ
ィルタ回路、ハイパスフィルタ回路、ノッチフィルタ回
路、積分回路、微分回路、あるいはピーキング増幅回路
等を用いることが可能である。また、前述の実施形態で
は、自励発振回路１１の中心周波数ｆ１に対してゲイン
変化補正回路１３の中心周波数ｆ２を高い周波数帯域に
設定したが、これを低い周波数帯域に設定してもよい。
また、前述の実施形態では赤外光を用いたが、これに限
られるものではなく、超音波や他の電磁波を用いても前
述の実施形態と同様に血圧の測定を行うことが可能であ
る。

【００２４】また、血圧測定における周波数のキャリブ
レーションを、前述とは異なる手法により行うこともで
きる。例えば、血流停止状態における反射波の周波数例
えば自励発振回路１１の周波数を測定し、この血流停止
状態での周波数に基づいて血圧を算出することができ
る。この場合血流の停止は例えばカフ圧迫により行うこ
とができる。より具体的には、例えば、前述した血圧測
定装置１のセンサユニット２０を被験者の手首に装着
し、この状態で圧迫カフにより例えば前記センサユニッ
ト２０より心臓に近い側の腕（例えば前腕部）を圧迫し
てセンサユニット２０による周波数測定部位の血流をほ
ぼ停止させ、この状態における反射波の周波数例えば自
励発振回路１１の周波数を測定する。図１０にこの周波
数の変動の様子を示す。図１０に示すように、血流停止
により、時間経過とともに反射波の周波数例えば自励発
振回路１１の周波数はほぼ一定の収束値ｆｃに収束し、
この収束値ｆｃは、少なくとも被験者の運動状態の変化
に伴う血流状態の変化によらない被験者固有の値となる
ことが、発明者により確認されている。そして、血圧Ｐ
を、この収束周波数ｆｃと、実際の測定時における反射
波の周波数の代表値（例えば反射波の周波数変動の最大
値ｆｍａｘおよび／または最小値ｆｍｉｎ）とを係数と
して含む反射波周波数ｆの関数例えば一次関数Ｑｃとし
て算出することが可能であり、またこうして算出した血
圧は、少なくとも被験者の血流状態によらず、実際の血
圧と良好に一致することが、本発明者により確認されて
いる。この手法は、実際の測定時における反射波周波数
の代表値（例えば反射波の周波数変動の最大値ｆｍａｘ
および／または最小値ｆｍｉｎ）と、収束周波数ｆｃと
に基づいて、測定実施時の測定条件を、血圧の計算に自
動的に反映させていると言うことができる。この手法に
よれば、測定実施条件の場合分けを低減することができ
るため、測定に必要なキャリブレーションの実施回数、
あるいは相関パラメータの記憶量を低減することが可能
となる。

【００２５】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
測定部位の圧迫あるいは血管への針の挿入を伴わずに血
圧を測定することができるため、血圧測定における被験
者への負担が軽減され、長時間に亘る連続計測あるいは
反復的な計測も含め、血圧の計測の実施が容易になると
いう優れた効果を奏し得る。また本発明によれば、血圧
脈動の測定が可能となり、このため心臓の挙動も含めた
より詳細な診断を行うことが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第一の実施の形態にかかる血圧測定
装置の概略システム構成を示すブロック図である。

【図２】本発明の第一の実施の形態にかかる血圧測定
装置のセンサユニットの側断面図である。

【図３】本発明の第一の実施の形態にかかる血圧測定
装置のゲイン変化補正回路の一例を示す回路図である。

【図４】本発明の第一の実施の形態にかかる血圧測定
装置の送波回路の一例を示す回路図である。

【図５】本発明の第一の実施の形態にかかる血圧測定
装置の受波回路の一例を示す回路図である。

【図６】本発明の第一の実施の形態にかかる血圧測定
装置の自励発振回路およびゲイン変化補正回路のそれぞ
れの周波数特性を合成した総合周波数特性を示す周波数
−ゲイン−位相特性曲線図である。

【図７】本発明の第一の実施の形態にかかる血圧測定
装置の自励発振回路およびゲイン変化補正回路のそれぞ
れの周波数特性を示す周波数−ゲイン−位相特性曲線図
である。

【図８】本発明の第一の実施の形態にかかる血圧測定
装置の周波数と血圧との相関の一例を示す図である。

【図９】本発明の第一の実施の形態にかかる血圧測定
装置の周波数の測定結果の一例を示す図である。

【図１０】本発明にかかる血圧測定装置のキャリブレ
ーションの一例における周波数変動波形を示す図であ
る。

【符号の説明】

１血圧測定装置、１１自励発振回路、１３ゲイン
変化補正回路、２１発光素子（送波部）、２２受光素
子（受波部）、３２血圧計算部。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】体内に向けて電磁波を送波する送波部
と、前記送波された電磁波の体内における反射波を受波する
受波部と、前記受波部において受波した反射波の周波数に基づいて
血圧を算出する血圧計算部と、を備える血圧測定装置。
【請求項２】前記送波部は電気信号を電磁波に変換し
て送波し、前記受波部は受波した反射波を電気信号に変換し、さらに前記受波部において受波した反射波に基づく電気
信号を前記送波部に帰還して自励発振する自励発振回路
を備え、前記血圧計算部は、前記自励発振回路の発振周波数に基
づいて血圧を算出することを特徴とする請求項１記載の
血圧測定装置。
【請求項３】前記自励発振回路は、この自励発振回路
の中心周波数と異なる中心周波数を有し、周波数の変化
に対してゲインを上昇させるゲイン変化補正回路を備え
ることを特徴とする請求項２記載の血圧測定装置。
【請求項４】前記電磁波は赤外光であることを特徴と
する請求項１乃至３記載の血圧測定装置。
【請求項５】体内に向けて超音波を送波する送波部
と、前記送波された超音波の体内における反射波を受波する
受波部と、前記受波部において受波した反射波の周波数に基づいて
血圧を算出する血圧計算部と、を備える血圧測定装置。