JP2014064665A

JP2014064665A - 血圧測定装置、脈波検出方法

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Publication number: JP2014064665A
Application number: JP2012211138A
Authority: JP
Inventors: Hiroyuki Kinoshita; 広幸木下; Hironori Sato; 博則佐藤; Toshihiko Ogura; 敏彦小椋
Original assignee: Omron Healthcare Co Ltd
Current assignee: Omron Healthcare Co Ltd
Priority date: 2012-09-25
Filing date: 2012-09-25
Publication date: 2014-04-17
Anticipated expiration: 2032-09-25
Also published as: US10016139B2; US20150190064A1; CN104640500A; WO2014050297A1; CN104640500B; DE112013004686T5; JP6003470B2

Abstract

【課題】フィルタの過渡応答の影響を安価な構成により軽減して血圧値の測定を高精度に行うことが可能な血圧測定装置を提供する。
【解決手段】血圧測定装置は、カフ内の圧力を検出してカフ圧信号を出力する圧力センサ１１と、カフ圧信号から脈波を検出する脈波検出部２３とを備える。脈波検出部２３は、カフ圧信号から高周波成分を抽出するアナログＨＰＦ２３２と、Ａ／Ｄ変換部２３３と、圧迫圧力が増加から減少に転じた時点で検出されたカフ圧信号のＡ／Ｄ変換後の信号を保持する信号保持部２３４と、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力信号から信号保持部２３４により保持された信号を減算する減算部２３５と、減算部２３５の出力信号から高周波成分を抽出するデジタルＨＰＦ２３６とを含む。
【選択図】図３

Description

本発明は、オシロメトリック式の血圧測定装置、脈波検出方法に関する。

生体の血圧値を自動的に測定する装置として、オシロメトリック式の血圧測定装置が知られている（例えば特許文献１〜３参照）。

オシロメトリック式の自動血圧測定装置は、生体の一部に巻回されるカフによる生体への圧迫圧力（カフ圧）を所定速度で緩やかに変化させると共に、この圧迫圧力の変化期間におけるカフ内の圧力を検出する。そして、検出したカフ内の圧力から、生体の脈拍に同期してカフ圧に重畳される圧力成分である脈波を検出し、その脈波の振幅の変化に基づいて生体の血圧値を決定している。

特許文献１，２には、カフの圧力検出信号をアナログハイパスフィルタ又はデジタルハイパスフィルタを通して脈波を検出し、検出した脈波の振幅に基づいて血圧値を算出する自動血圧測定装置が記載されている。

このような自動血圧測定装置では、カフ圧を増加させる段階から減少させる段階に変化させる過程でカフの圧力検出信号に急激な変化が生じる。このため、特許文献１，２においては、この変化によってアナログハイパスフィルタ又はデジタルハイパスフィルタの出力に過渡応答期間が生じ、過渡応答期間中は、脈波の振幅を正確に検出することができない。

なお、この過渡応答期間は、フィルタとして高次のものを用いたり、フィルタを複数の段数で構成したりすれば、血圧測定精度に影響がない程度に短くすることができる。しかし、高次のフィルタや複数段のフィルタはコストが高くつく。

そこで、この過渡応答による血圧測定精度の低下や血圧測定速度の低下を防ぐために、特許文献３では、カフ圧の増加から減少の切り替わりにおいてデジタルハイパスフィルタで発生する過渡応答期間を、ランプ信号を当該フィルタに入力することで当該フィルタをリセットして無くしている。

特開２００３−７０７５５号公報特開平４−３６４８２７号公報特表２００２−５３２１２０号公報

しかしながら、特許文献３に記載の方法は、ランプ信号を生成する必要があるため、過渡応答による影響を容易には排除することができない。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、フィルタの過渡応答の影響を安価な構成により軽減して血圧値の測定を高精度に行うことが可能な血圧測定装置及び脈波検出方法を提供することを目的とする。

本発明の血圧測定装置は、生体の測定部位に装着されるカフと、前記カフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整部と、前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力を検出してアナログのカフ圧信号を出力するカフ圧検出部と、前記カフ圧信号から、前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を検出する脈波検出部と、前記脈波検出部により検出された脈波の振幅値を利用して測定血圧値を決定する血圧決定部と、を備え、前記脈波検出部は、前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するアナログフィルタと、前記アナログフィルタの出力信号をデジタル変換するＡ／Ｄ変換部と、前記Ａ／Ｄ変換部の出力信号に減算処理を施す減算処理部と、前記減算処理部による減算処理後の信号に対して高周波成分を抽出するフィルタ処理を施すデジタルフィルタと、を含み、前記減算処理部は、前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行うものである。

本発明の脈波検出方法は、生体の測定部位に装着されるカフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整ステップと、前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力をアナログのカフ圧信号として検出するカフ圧検出ステップと、前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を前記カフ圧信号から検出する脈波検出ステップと、を備え、前記脈波検出ステップは、前記カフ圧信号をアナログフィルタに通して前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するステップと、前記アナログフィルタ通過後のカフ圧信号をデジタル信号に変換するステップと、前記デジタル信号に減算処理を施す減算処理ステップと、前記減算処理ステップによる処理後の信号にデジタルフィルタ処理を施して高周波成分を抽出するステップと、を含み、前記減算処理ステップでは、前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行うものである。

本発明によれば、フィルタの過渡応答を低コストで高速に収束させて血圧値の測定を高精度に行うことが可能な血圧測定装置及び脈波検出方法を提供することができる。

本発明の一実施形態を説明するための血圧測定装置の概略構成を示す外観図図１に示す血圧測定装置１における本体部１０の内部構成を示す図図２に示す脈波検出部２３の内部構成と、ＣＰＵ１８によって構成される機能ブロックの一部とを示す図図１に示す血圧測定装置１のカフ圧検出部により検出されるカフ圧信号とそのカフ圧信号のアナログＨＰＦ通過後の信号とを示す図図１に示す血圧測定装置１のアナログＨＰＦ通過後の信号を示す図デジタルＨＰＦ２３６によるフィルタ処理後の出力波形を示す図減算部２３５による処理後のデジタルＨＰＦ２３６の出力を示す図デジタルＨＰＦ２３６を一定時間停止させたときの効果を説明する図デジタルＨＰＦ２３６を一定時間停止させたときの効果を説明する図図３に示した脈波検出部２３とＣＰＵ１８の変形例を示す図基線成分のデータ（出力が安定したときの値）とカフ圧の増加速度との関係を示す図

以下、本発明の実施形態について図面を参照して説明する。

図１は、本発明の一実施形態を説明するための血圧測定装置の概略構成を示す外観図である。

血圧測定装置１は、本体部１０と、被測定者の上腕に巻付け可能なカフ３０と、本体部１０とカフ３０を接続するエアチューブ４０とを備える。カフ３０は空気袋３１（図２参照）を含んでおり、この空気袋３１に図１に示したエアチューブ４０が接続されている。

本明細書においてカフとは、内腔を有する帯状又は筒状の構造物であって、生体の被測定部位（例えば上腕や手首等）に巻き付けが可能なものを意味し、気体や液体等の流体を内腔に注入することによって被測定者の動脈を圧迫して血圧測定に利用されるもののことを指す。

カフは、流体袋とこの流体袋を生体に巻き付けるための巻付手段とを含めた概念を示す言葉であり、腕帯と呼ばれることもある。図１の例では、カフ３０と本体部１０が別体となっているが、カフ３０が本体部１０と一体化されたものであってもよい。

本体部１０は、血圧値及び脈拍数等の各種情報を表示するための例えば液晶等により構成される表示部１９と、ユーザ（被測定者）からの指示を受付けるための複数のスイッチ２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃ，２１Ｄを含む操作部２１とを備える。

操作部２１は、電源をＯＮ又はＯＦＦするための指示の入力と測定開始及び終了の指示を受付ける測定／停止スイッチ２１Ａ、本体部１０に記憶された血圧データ等の情報を読み出し、表示部１９に表示する指示を受付けるためのメモリスイッチ２１Ｂ、及び、情報呼び出しの際のメモリ番号の上げ下げの指示を受付けるための矢印スイッチ２１Ｃ，２１Ｄ等を備える。

図２は、図１に示す血圧測定装置１における本体部１０の内部構成を示す図である。

本体部１０は、エアチューブ４０と接続される圧力センサ１１、ポンプ１２、及び排気弁（以下、弁という）１３と、脈波検出部２３と、ポンプ駆動回路１５と、弁駆動回路１６と、本体部１０の各部に電力を供給する電源１７と、表示部１９と、本体部１０全体を統括制御すると共に各種の演算処理を行う制御部（ＣＰＵ）１８と、操作部２１と、メモリ２２とを備える。

ポンプ１２は、カフ３０による被測定部位への圧迫圧力（以下、カフ圧ともいう）を増加させるために、空気袋３１に空気を供給する。

弁１３は、空気袋３１内の空気を排出又は封入するために開閉される。

ポンプ駆動回路１５は、ポンプ１２の駆動をＣＰＵ１８から与えられる制御信号に基づいて制御する。

弁駆動回路１６は、弁１３の開閉制御をＣＰＵ１８から与えられる制御信号に基づいて行う。

ポンプ１２、弁１３、ポンプ駆動回路１５、及び弁駆動回路１６により、カフ３０による被測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整部が構成される。

この圧迫圧力調整部は、血圧測定動作を開始すると、カフ圧を徐々に増加させていく。圧迫圧力調整部は、カフ圧が最高血圧よりも十分に高い圧力に到達すると、カフ圧を徐々に減少させていき、血圧測定が完了すると、弁１３を開いて空気袋３１内の空気を強制排気する。

圧力センサ１１は、カフ３０の空気袋３１内の圧力を検出し、検出した圧力をアナログの電気信号（カフ圧信号）として出力する。

脈波検出部２３は、圧力センサ１１の出力信号であるカフ圧信号から、生体の脈拍に同期してカフ圧に重畳される圧力成分である脈波を検出する。

メモリ２２は、ＣＰＵ１８に所定の動作をさせるためのプログラムやデータを記憶するＲＯＭ（ＲｅａｄＯｎｌｙＭｅｍｏｒｙ）と、ワークメモリとしてのＲＡＭ（ＲａｎｄａｍＡｃｃｅｓｓＭｅｍｏｒｙ）と、測定した血圧データ等を格納するフラッシュメモリとを含む。

図３は、図２に示す脈波検出部２３の内部構成と、ＣＰＵ１８によって構成される機能ブロックの一部とを示す図である。

脈波検出部２３は、１次のアナログハイパスフィルタ（ＨＰＦ）２３２と、Ａ／Ｄ変換部２３３と、信号保持部２３４と、減算部２３５と、１次のデジタルハイパスフィルタ２３６と、を備える。

アナログＨＰＦ２３２は、圧力センサ１１によって検出されたカフ圧信号から高周波成分を抽出してＡ／Ｄ変換部２３３に出力する。

脈波の周波数は１Ｈｚ〜１０Ｈｚ程度である。このため、アナログＨＰＦ２３２の遮断周波数は一般的に０．５Ｈｚ程度に設定される。

アナログＨＰＦ２３２は１次のフィルタであるため、０Ｈｚ近傍の信号成分はあまり減衰されない。この結果、アナログＨＰＦ２３２の出力信号には、圧迫圧力調整部によって制御された結果生じるカフ圧の変動に相当する低周波成分（以下、基線成分ともいう）が含まれることになる。

なお、アナログＨＰＦ２３２は、ハイパスフィルタではなくバンドパスフィルタとしてもよい。

バンドパスフィルタにした場合は、０．５Ｈｚ程度〜１０．５Ｈｚ程度の範囲の信号を通過する特性を持つものとすればよい。バンドパスフィルタにした場合でも、０Ｈｚ近傍の信号成分は減衰されないため、カフ圧の変動に相当する低周波成分は残ることになる。

アナログＨＰＦ２３２は、１次のフィルタに限られないが、血圧測定装置１の製造コストを考えると、できるだけ低次のものを用いることが好ましい。

Ａ／Ｄ変換部２３３は、アナログＨＰＦ２３２の出力信号をデジタル信号に変換する。

デジタルＨＰＦ２３６は、Ａ／Ｄ変換部２３３から出力された出力信号から高周波成分を抽出するデジタルフィルタ処理を行う１次のフィルタである。デジタルＨＰＦ２３６の遮断周波数は、アナログＨＰＦ２３２と同じとしている。

デジタルＨＰＦ２３６は、１次のフィルタに限られないが、血圧測定装置１の製造コストを考えると、できるだけ低次のものを用いることが好ましい。

アナログＨＰＦ２３２の出力信号は、例えば図４のＦＩＧ４Ｂに示すようになる。なお、図４のＦＩＧ４Ａは圧力センサ１１により検出されたカフ圧信号を示している。

ＦＩＧ４Ｂに示すように、アナログＨＰＦ２３２の出力信号は、カフ圧の変動に相当する低周波成分を含むため、カフ圧が急減に変化するタイミング（図４の例では、時刻０秒，９秒）から所定期間、フィルタの出力がおおきく変動する過渡応答期間が発生する。

図５のＦＩＧ５Ａは、図４におけるカフ圧の減圧開始時刻を原点にとったときのアナログＨＰＦ２３２の出力信号波形を示している。ＦＩＧ５Ａに示した波形は、カフ圧の変動に相当する低周波成分（基線成分）の波形（図５のＦＩＧ５Ｂ）と、脈波の波形（図５のＦＩＧ５Ｃ）とに分解することができる。

ここで、ＦＩＧ５Ｂに示す低周波の基線成分の波形がデジタルＨＰＦ２３６に入力されると、アナログＨＰＦ２３２のときと同様に、デジタルＨＰＦ２３６において過渡応答が発生する。このため、過渡応答中は脈波の振幅を精度良く検出することができなくなる。

そこで、血圧測定装置１は、信号保持部２３４と減算部２３５を設けることにより、デジタルＨＰＦ２３６における過渡応答期間を短くすることを可能にしている。

信号保持部２３４は、カフ圧が増加を開始してからカフ圧が減少に転じるまでの期間中は、カフ圧の増加が開始した時点で圧力センサ１１により検出され、アナログＨＰＦ２３２及びＡ／Ｄ変換部２３３を通過後のカフ圧信号を保持する。また、信号保持部２３４は、カフ圧が増加から減少に転じた時点以降は、当該時点（過渡応答開始時点）で圧力センサ１１により検出され、アナログＨＰＦ２３２及びＡ／Ｄ変換部２３３を通過後のカフ圧信号を保持する。

減算部２３５は、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力信号から、信号保持部２３４に保持された出力信号を減算し、減算後の出力信号をデジタルＨＰＦ２３６に入力する。

減算部２３５が設けられていることにより、デジタルＨＰＦ２３６は、以下の式で示されるフィルタ演算を行うことになる。

Ｙ_ｎ＝ａ１×（Ｘ_ｎ−Ｘ_ｉｎｉ）＋ａ２×（Ｘ_ｎ−１−Ｘ_ｉｎｉ）＋ｂ１×Ｙ_ｎ−１
Ｙ_ｎ：時刻ｎにおけるデジタルＨＰＦ２３６の出力
Ｘ_ｎ−Ｘ_ｉｎｉ：時刻ｎにおけるデジタルＨＰＦ２３６の入力
Ｘ_ｉｎｉ：カフ圧増加開始時点又はカフ圧減少開始時点におけるデジタルＨＰＦ入力値（信号保持部２３４で保持された値）
ａ１，ａ２，ｂ１：フィルタ係数

このようにすることで、カフ圧が大きく変化するタイミングでのデジタルＨＰＦ２３６の入力値を０にした上でデジタルフィルタ処理の演算を開始することができる。

つまり、カフによって腕を加圧する過程（加圧過程）における基線成分と、カフによって腕を減圧する過程（減圧過程）における基線成分を急激に収束させた状態で、デジタルフィルタ処理を開始することができ、デジタルＨＰＦ２３６において過渡応答が発生するのを防ぐことができる。

図６は、デジタルＨＰＦ２３６によるフィルタ処理後の出力波形を示す図である。

図６において実線で示す波形は、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力信号をデジタルＨＰＦ２３６に直接入力した（上記式においてＸ_ｉｎｉ＝０とした）場合の波形である。図６において破線で示す波形は、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力信号を減算部２３５で減算後にデジタルＨＰＦ２３６に入力した場合の波形である。

図６に示したように、減算部２３５によって減算処理を行うことで、カフ圧の増加開始からの過渡応答期間と、カフ圧の減少開始からの過渡応答期間をそれぞれ短くすることができる。

ＣＰＵ１８は、メモリ２２に記憶されるプログラムを読み出して実行することで血圧決定部１８１として機能する。

血圧決定部１８１は、加圧過程又は減圧過程で得られるデジタルＨＰＦ２３６の出力信号から、脈波の振幅を算出し、この振幅値を利用して周知の方法により測定血圧値を決定する。

以上のように構成された血圧測定装置１の動作について説明する。

測定／停止スイッチ２１Ａが押されて血圧の測定開始が指示されると、ＣＰＵ１８は、弁１３を閉鎖し、ポンプ１２によりカフ３０に空気を注入してカフ３０による加圧を開始する。加圧開始時点で、圧力センサ１１により検出されてデジタル変換された後のカフ圧信号（Ｓ１とする）が信号保持部２３４に保持される。

そして、減算部２３５が、加圧開始以降に圧力センサ１１により検出され、アナログＨＰＦ２３２及びＡ／Ｄ変換部２３３を通過したカフ圧信号からカフ圧信号Ｓ１を減算する処理を開始し、減算後のカフ圧信号がデジタルＨＰＦ２３６に入力されてデジタルフィルタ処理される。

カフ圧が最高血圧よりも十分に高い値に達すると、ＣＰＵ１８は、ポンプ１２による加圧を停止し、弁１３を徐々に開放して空気袋３１の排気を行ってカフ圧の減圧を開始する。

カフ圧の減圧が開始されると、信号保持部２３４に保持されているカフ圧信号Ｓ1が消去され、減圧開始時点で圧力センサ１１により検出され、デジタル変換された後のカフ圧信号（Ｓ２とする）が信号保持部２３４に保持される。

そして、減算部２３５が、減圧開始以降に圧力センサ１１により検出され、アナログＨＰＦ２３２及びＡ／Ｄ変換部２３３を通過したカフ圧信号からカフ圧信号Ｓ２を減算する処理を開始し、減算後のカフ圧信号がデジタルＨＰＦ２３６に入力されてデジタルフィルタ処理される。

以上のような動作により、図６の破線で示したような信号波形がデジタルＨＰＦ２３６から出力される。

ＣＰＵ１８は、デジタルＨＰＦ２３６の出力信号から脈波の振幅を算出し、この振幅値を利用して周知の方法により測定血圧値を決定する。

測定血圧値を決定すると、ＣＰＵ１８は、弁１３を開放して空気袋３１の強制排気を行う。そして、ＣＰＵ１８は、決定した測定血圧値を表示部１９に表示させて、血圧測定処理を終了する。

以上のように、血圧測定装置１によれば、１次のアナログＨＰＦ２３２と１次のデジタルＨＰＦ２３６の組み合わせによって脈波を検出するため、アナログＨＰＦのみで脈波を検出する構成と比較すると、高次のフィルタや複数段のフィルタが不要となり、コストを下げることができる。

また、デジタルＨＰＦのみで脈波を検出する構成では、カフ圧の変動に伴って０〜３００ｍｍＨｇ程度まで変化するカフ圧信号をＡ／Ｄ変換した後で、数ｍｍＨｇの脈波成分を検出することになる。このため、Ａ／Ｄ変換の分解能を高くする必要があり、高コストになる。

これに対し、血圧測定装置１によれば、アナログＨＰＦ２３２によって、ＦＩＧ４Ｂに示すようにカフ圧信号のレンジが狭くなる。このため、Ａ／Ｄ変換部２３３に要求される分解能を低くすることができ、コストを低減することができる。

また、血圧測定装置１によれば、アナログＨＰＦ２３２において過渡応答が生じた場合でも、減算部２３５によって基線成分を収束させた上でデジタルフィルタ処理を行うことができる。このため、デジタルＨＰＦ２３６の出力がこの過渡応答によって受ける影響を軽微なものにすることができ、脈波振幅の算出精度を向上させて、高精度の血圧測定が可能になる。

また、この過渡応答の影響を軽減できるという効果を、信号保持部２３４と減算部２３５を設けるだけで実現することができる。このため、コストをそれほどかけることなく、上述した効果を得ることができる。

なお、減算部２３５による減算処理を行っても、デジタルフィルタの過渡応答は多少残る。

図７には、基線成分の波形（破線）と、この基線成分をデジタルＨＰＦ２３６に直接入力したときのフィルタ出力波形（一点鎖線）と、各時刻における基線成分から演算開始時刻（横軸の０秒）における基線成分の値を減算した波形をデジタルＨＰＦ２３６に入力したときのフィルタ出力波形（実線）とを示した。

図７に示すように、減算処理を行った場合でも、デジタルＨＰＦ２３６の出力は僅かに変動する。

そこで、図８に示すように、０〜０．４秒まではデジタルフィルタ処理を行わず、時刻＝０．４秒の時点で入力値を０にした上でデジタルフィルタ処理を開始するようにすると、デジタルＨＰＦ２３６の出力変動を抑制することができる。

また、図９に示すように、０〜０．８秒まではデジタルフィルタ処理を行わず、時刻＝０．８秒の時点で入力値を０にした上でデジタルフィルタ処理を開始するようにすると、デジタルＨＰＦ２３６の出力変動を更に抑制することができる。

つまり、加圧開始及び減圧開始から一定期間はデジタルＨＰＦ２３６によるフィルタ処理を停止し、一定期間経過後に、その時点で検出されたカフ圧信号のデジタル値を信号保持部２３４に保持する。そして、ＣＰＵ２３は、その時点以降に検出されたカフ圧信号に対して減算処理を行った後にデジタルフィルタ処理を行うことで、基線成分によるデジタルＨＰＦ２３６の出力変動を抑えることができ、血圧測定精度を向上させることができる。

なお、上記一定期間中は、省電力化のために、信号保持部２３４及び減算器２３５も停止させておくことが好ましい。

また、上記一定期間の長さは、カフ圧の変動に対するアナログＨＰＦ２３２の出力が収束するまでに要する時間（アナログＨＰＦ２３２の過渡応答期間）以下の時間であればよい。図９に示すように、基線成分が安定してからはどの時刻でデジタルフィルタ処理を開始しても、効果は同じためである。

アナログＨＰＦ２３２の過渡応答期間は、フィルタの設計にもよるが、通常１秒未満の僅かな時間である。したがって、この一定期間中に脈波の検出を行うことができなくなることによる血圧測定への影響は軽微なものにすることができる。

図１０は、図３に示した脈波検出部２３とＣＰＵ１８の変形例を示す図である。

図１０は、ＣＰＵ１８に加圧（減圧）速度算出部１８２と減算部１８３を追加した点が図３とは異なる。

加圧（減圧）速度算出部１８２と減算部１８３は、ＣＰＵ１８がプログラムを実行することによって形成される機能ブロックである。

減算部１８３は、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力に含まれる基線成分を抽出するために設けられている。

デジタルＨＰＦ２３６の出力は脈波成分であり、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力は基線成分と脈波成分の和である。このため、減算部１８３は、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力信号（Ｘｎ）からデジタルＨＰＦ２３６の出力信号（Ｙｎ）を減算することで、基線成分を抽出することができる。

つまり、この減算部１８３は、１次のデジタルローパスフィルタと等価となる。

これは、Ｋをシステムゲインとし、τを時定数とし、ｓをラプラス演算子とし、１次ローパスフィルタと１次ハイパスフィルタの伝達関数をそれぞれＨ_ＬＰＦ（ｓ）、Ｈ_ＨＰＦ（ｓ）とすると、

Ｈ_ＬＰＦ（ｓ）＝Ｋ／（１＋ｓτ）
Ｈ_ＨＰＦ（ｓ）＝Ｋｓτ／（１＋ｓτ）

となり、Ｋ＝１のときに、１次ハイパスフィルタの入力（＝１）から出力を差し引くと以下のようになることからも分かる。

１−Ｈ_ＨＰＦ（ｓ）＝１−｛ｓτ／（１＋ｓτ）｝＝１／（１＋ｓτ）＝Ｈ_ＬＰＦ（ｓ）

加圧（減圧）速度算出部１８２は、減算部１８３によって抽出された基線成分のデータ（フィルタの過渡応答期間中のデータを除く、出力値が安定した時点での値）を用いて、カフ圧の増加速度又は減少速度を算出する。

図１１は、基線成分のデータ（出力が安定したときの値）とカフ圧の増加速度との関係を示す図である。なお、この関係は、カフ圧の減少速度についても同様となる。

図１１に示すように、基線成分のデータとカフ圧の変化速度とは線形の関係にある。このため、図１１に示すデータを予め求めておき、メモリ２２に記憶しておく。そして、加圧（減圧）速度算出部１８２は、減算部１８３の出力信号と、図１１に示すデータとから、現時点でのカフ圧の増加又は減少速度を算出する。

オシロメトリック法の血圧測定においては、腕の圧迫圧力を一定の速度で増加又は減少させることが、血圧測定精度向上のうえで好ましい。

図１１に示す構成によれば、加圧（減圧）速度算出部１８２によってカフ圧の変化速度を算出することができる。このため、例えば、速度が一定になっていない場合には、ＣＰＵ１８によって速度が一定となるようにフィードバック制御を行うことができ、血圧測定精度を向上させることができる。

本実施形態では、アナログＨＰＦ２３２を１次のフィルタとしているため、アナログＨＰＦ２３２の出力信号には基線成分が残る。このことから、減算部２３７においてこの基線成分を抽出することが可能となり、この基線成分をカフ圧の変化速度に変換して、血圧測定精度を向上させることができる。このため、アナログＨＰＦ２３２は基線成分が残る程度に低次のものとすることが好ましい。

ここまでの説明では、カフ圧の増加期間中と減少期間中の両方において、信号保持部２３４に保持した信号をＡ／Ｄ変換部２３３の出力から減算する処理を行うものとした。

しかし、カフ圧の減少期間中に発生する脈波を検出し、この脈波の振幅値を用いて測定血圧値を決定するのであれば、カフ圧の増加期間中は、信号保持部２３４、減算処理部２３５、及びデジタルＨＰＦ２３６の動作を停止させてもよい。そして、カフ圧の減少期間に入った時点又はその時点から一定期間経過後の時点で、その時点でのカフ圧信号を信号保持部２３４に保持し、減算処理部２３５及びデジタルＨＰＦ２３６の動作を開始させればよい。

また、逆に、カフ圧の増加期間中に発生する脈波を検出し、この脈波の振幅値を用いて測定血圧値を決定するのであれば、カフ圧の減少期間中は、信号保持部２３４、減算処理部２３５、及びデジタルＨＰＦ２３６の動作を停止させてもよい。

以上説明してきたように、本明細書には以下の事項が開示されている。

開示された血圧測定装置は、生体の測定部位に装着されるカフと、前記カフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整部と、前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力を検出してアナログのカフ圧信号を出力するカフ圧検出部と、前記カフ圧信号から、前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を検出する脈波検出部と、前記脈波検出部により検出された脈波の振幅値を利用して測定血圧値を決定する血圧決定部と、を備え、前記脈波検出部は、前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するアナログフィルタと、前記アナログフィルタの出力信号をデジタル変換するＡ／Ｄ変換部と、前記Ａ／Ｄ変換部の出力信号に減算処理を施す減算処理部と、前記減算処理部による減算処理後の信号に対して高周波成分を抽出するフィルタ処理を施すデジタルフィルタと、を含み、前記減算処理部は、前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行うものである。

開示された血圧測定装置は、前記第一の時点は前記増加開始時点よりも後の時点であり、前記第二の時点は前記減少開始時点よりも後の時点であるものである。

開示された血圧測定装置は、前記第一の時点は前記増加開始時点であり、前記第二の時点は前記減少開始時点であるものである。

開示された血圧測定装置は、任意の時刻で検出された前記カフ圧信号に対応する前記Ａ／Ｄ変換部の出力信号から、その任意の時刻で検出された前記カフ圧信号に対応する前記デジタルフィルタの出力信号を減算する減算部と、前記減算部の出力信号を用いて、前記圧迫圧力の変化速度を演算する変化速度演算部とを備えるものである。

開示された血圧測定装置は、前記アナログフィルタは、１次のローパス又はバンドパスフィルタであり、前記デジタルフィルタは、１次のローパス又はバンドパスフィルタであるものである。

開示された血圧測定装置は、前記予め決めた時間は、前記アナログフィルタの過渡応答期間よりも短い時間である。

開示された脈波抽出方法は、生体の測定部位に装着されるカフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整ステップと、前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力をアナログのカフ圧信号として検出するカフ圧検出ステップと、前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を前記カフ圧信号から検出する脈波検出ステップと、を備え、前記脈波検出ステップは、前記カフ圧信号をアナログフィルタに通して前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するステップと、前記アナログフィルタ通過後のカフ圧信号をデジタル信号に変換するステップと、前記デジタル信号に減算処理を施す減算処理ステップと、前記減算処理ステップによる処理後の信号にデジタルフィルタ処理を施して高周波成分を抽出するステップと、を含み、前記減算処理ステップでは、前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行うものである。

１血圧測定装置
１０本体部
３０カフ
１８ＣＰＵ
２３脈波検出部
２３２１次のアナログハイパスフィルタ
２３３Ａ／Ｄ変換部
２３４信号保持部
２３５減算部
２３６１次のデジタルハイパスフィルタ
２３７減算部
１８１血圧決定部
１８２加圧（減圧）速度算出部

Claims

生体の測定部位に装着されるカフと、
前記カフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整部と、
前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力を検出してアナログのカフ圧信号を出力するカフ圧検出部と、
前記カフ圧信号から、前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を検出する脈波検出部と、
前記脈波検出部により検出された脈波の振幅値を利用して測定血圧値を決定する血圧決定部と、を備え、
前記脈波検出部は、
前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するアナログフィルタと、
前記アナログフィルタの出力信号をデジタル変換するＡ／Ｄ変換部と、
前記Ａ／Ｄ変換部の出力信号に減算処理を施す減算処理部と、
前記減算処理部による減算処理後の信号に対して高周波成分を抽出するフィルタ処理を施すデジタルフィルタと、を含み、
前記減算処理部は、
前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、
前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行う血圧測定装置。
請求項１記載の血圧測定装置であって、
前記第一の時点は前記増加開始時点よりも後の時点であり、
前記第二の時点は前記減少開始時点よりも後の時点である血圧測定装置。
請求項１記載の血圧測定装置であって、
前記第一の時点は前記増加開始時点であり、
前記第二の時点は前記減少開始時点である血圧測定装置。
請求項１〜３のいずれか１項記載の血圧測定装置であって、
任意の時刻で検出された前記カフ圧信号に対応する前記Ａ／Ｄ変換部の出力信号から、その任意の時刻で検出された前記カフ圧信号に対応する前記デジタルフィルタの出力信号を減算する減算部と、
前記減算部の出力信号を用いて、前記圧迫圧力の変化速度を演算する変化速度演算部とを備える血圧測定装置。
請求項１〜４のいずれか１項記載の血圧測定装置であって、
前記アナログフィルタは、１次のローパス又はバンドパスフィルタであり、
前記デジタルフィルタは、１次のローパス又はバンドパスフィルタである血圧測定装置。
請求項１〜５のいずれか１項記載の血圧測定装置であって、
前記予め決めた時間は、前記アナログフィルタの過渡応答期間以下の時間である血圧測定装置。
生体の測定部位に装着されるカフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整ステップと、
前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力をアナログのカフ圧信号として検出するカフ圧検出ステップと、
前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を前記カフ圧信号から検出する脈波検出ステップと、を備え、
前記脈波検出ステップは、
前記カフ圧信号をアナログフィルタに通して前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するステップと、
前記アナログフィルタ通過後のカフ圧信号をデジタル信号に変換するステップと、
前記デジタル信号に減算処理を施す減算処理ステップと、
前記減算処理ステップによる処理後の信号にデジタルフィルタ処理を施して高周波成分を抽出するステップと、を含み、
前記減算処理ステップでは、
前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、
前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行う脈波検出方法。