JP2014144201A

JP2014144201A - 血圧計

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Publication number: JP2014144201A
Application number: JP2013015648A
Authority: JP
Inventors: Hideki Shimizu; 清水　　秀樹
Original assignee: Citizen Holdings Co Ltd; Citizen Systems Japan Co Ltd
Current assignee: Citizen Holdings Co Ltd; Citizen Systems Japan Co Ltd
Priority date: 2013-01-30
Filing date: 2013-01-30
Publication date: 2014-08-14
Anticipated expiration: 2033-01-30
Also published as: JP6066749B2

Abstract

【課題】圧電ポンプを用いた血圧計の駆動中に生じ得る加圧力の変動を低減させ、また、圧電ポンプに個体ばらつきがあっても一定流速で加圧可能な血圧計を提供する。
【解決手段】血圧計１０は、カフ５０を加圧する圧電ポンプ２５と、圧電ポンプ２５の駆動周波数を生成する周波数生成部３１と、周波数生成部３１により生成された駆動周波数で圧電ポンプ２５を駆動する駆動回路２６と、圧電ポンプ２５により加圧されるカフ５０内の圧力を検出する圧力センサ２３と、圧力センサ２３による検出データに基づいて被測定者の血圧値を測定する血圧値測定部３４と、を有する。周波数生成部３１は、圧電ポンプ２５の共振周波数が変動する所定周波数範囲全体で、駆動周波数を繰り返し時間変化させる。
【選択図】図２

Description

本発明は、圧電ポンプを用いた血圧計に関する。

特許文献１には、ポンプ室をダイヤフラムで隔離し、ダイヤフラムの背面に圧電素子を配置し、圧電素子の屈曲変形によりダイヤフラムを追従変形させ、ポンプ室を容積変化させてポンプ室内の流体を輸送する圧電マイクロポンプが記載されている。

特許文献２には、圧電ダイヤフラムポンプを駆動源とし、この駆動源からの圧縮空気を上腕、手首、指等の人体血圧測定部位に装着されるカフに供給して、人体血圧測定部位の動脈圧情報によって血圧測定を行なうことを特徴とする圧電ダイヤフラムポンプを用いた血圧計が記載されている。

特許第４７９３４４１号公報特開２００１−６５４６１号公報

圧電ポンプを用いた血圧計では、圧電ポンプのインピーダンスの共振周波数に駆動周波数を合わせて圧電ポンプを駆動している。しかしながら、駆動周波数を圧電ポンプの共振周波数に設定しても、駆動中の自己発熱などによって共振周波数がシフトし、駆動中でも加圧特性が大きく変動してしまう。

そこで、本発明の目的は、圧電ポンプを用いた血圧計の駆動中に生じ得る加圧力の変動を低減させることである。また、本発明の目的は、圧電ポンプに個体ばらつきがあっても、一定流速で加圧可能な血圧計を提供することである。

本発明に係る血圧計は、カフを加圧する圧電ポンプと、圧電ポンプの駆動周波数を生成する周波数生成部と、周波数生成部により生成された駆動周波数で圧電ポンプを駆動する駆動部と、圧電ポンプにより加圧されるカフ内の圧力を検出する圧力検出部と、圧力検出部による検出データに基づいて被測定者の血圧値を測定する血圧値測定部と、を有し、周波数生成部が、圧電ポンプの共振周波数が変動する所定周波数範囲全体で、駆動周波数を繰り返し時間変化させることを特徴とする。

本発明に係る血圧計では、周波数生成部が、圧電ポンプによる流速変化の時定数より短い周期で、所定周波数範囲全体で時間変化する駆動周波数を生成することが好ましい。

本発明に係る血圧計では、周波数生成部が、所定駆動周波数を周波数範囲内でランダムに時間変化させることが好ましい。

本発明によれば、圧電ポンプを用いた血圧計の駆動中に生じ得る加圧力の変動を低減させることが可能になる。また、本発明によれば、圧電ポンプに個体ばらつきがあっても、一定流速で加圧可能な血圧計を提供することが可能になる。

血圧計１０の斜視図である。血圧計１０の概略ブロック図である。圧電ポンプの動作を説明するための図である。圧電ポンプの加圧力の変動を説明するための図である。周波数生成部３１が生成する駆動周波数と加圧力の関係を説明するための図である。血圧計１０による血圧測定の動作例を示したフローチャートである。駆動周波数を拡散させない場合における圧電ポンプ２５の実効電流の波形を示した図である。駆動周波数を拡散させた場合における圧電ポンプ２５の実効電流の波形を示した図である。

以下、添付図面を参照して、本発明に係る血圧計について詳細に説明する。ただし、本発明の技術的範囲はそれらの実施の形態に限定されず、特許請求の範囲に記載された発明とその均等物に及ぶ点に留意されたい。

図１は、血圧計１０の斜視図である。血圧計１０は、本体２０およびカフ５０により構成される。カフ５０は、不図示の空気袋を内蔵し、所定のベルトによって被測定者の被測定部（例えば、手首または上腕部）に固定される。血圧計１０は、カフ５０を加圧する過程で被測定者の血圧を自動測定する。図１では手首に装着するタイプの電子血圧計を示しているが、それに限定されるものではない。

本体２０は、少なくとも、表示部２１および操作部２２を有する。表示部２１は、最大血圧値および最低血圧値を表示するための液晶表示パネルなどで構成される。操作部２２は、測定の開始／停止を指示するためのスイッチ２２−１と、被測定者を選択するためのスイッチ２２−２とを有する。

図２は、血圧計１０の概略ブロック図である。本体２０は、表示部２１と、操作部２２と、圧力センサ２３と、検出回路２４と、圧電ポンプ２５と、駆動回路２６と、昇圧回路２７と、排気部２８と、制御部３０とを有する。

圧力センサ２３は、カフ５０内の圧力を検出する。圧力センサ２３は圧力検出部の一例である。検出回路２４は、圧力センサ２３の圧力データから被測定者の脈波などを検出する。

圧電ポンプ２５は、ダイヤフラムで隔離されたポンプ室と、ダイヤフラムの背面に配置された圧電素子とを有する。圧電ポンプ２５は、圧電素子を電圧で屈曲変形させることによりダイヤフラムを追従変形させて、ポンプ室の容積を変化させる。そして、ポンプ室からカフ５０に空気を送り込むことによって、その内部を加圧する。

駆動回路２６は、制御部３０により生成された駆動周波数で圧電ポンプ２５の圧電素子に電力を供給し、圧電素子を駆動する。さらに、駆動回路２６は、制御部３０により生成されたパルス波形で圧電素子を間欠駆動する。駆動回路２６は駆動部の一例である。

昇圧回路２７は、図示しない電源部から供給された電源電圧を、圧電ポンプ２５の圧電素子を駆動可能な程度まで昇圧し、昇圧された電源を圧電素子に供給する。排気部２８は、図示しない排気弁を有し、排気弁を通じてカフ５０内の空気を排気する。

制御部３０は、ＣＰＵや、ＲＡＭ、ＲＯＭなどを含んだ制御回路として構成される。制御部３０は、周波数生成部３１と、加圧制御部３２と、排気制御部３３と、血圧値測定部３４と、表示制御部３５とを有する。

周波数生成部３１は、圧電ポンプの共振周波数が変動する所定周波数範囲内で時間変化する駆動周波数を生成する。周波数生成部３１の機能の詳細については後述する。

加圧制御部３２は、圧電素子を間欠駆動するパルス波形のデューティ比をパルス幅変調（ＰＷＭ）により変化させて、駆動回路２６による圧電ポンプ２５の加圧速度を制御する。すなわち、デューティ比を高く（間欠駆動ＯＮの時間を長く）することにより加圧を速くし、デューティ比を低く（間欠駆動ＯＮの時間を短く）することにより加圧を遅くする。加圧制御部３２は、圧力センサ２３により検出された圧力が所定の加圧終了圧力になるまでカフ５０を加圧するように、駆動回路２６を制御する。

排気制御部３３は、排気部２８によるカフ５０内の空気の排気を制御する。血圧値測定部３４は、検出回路２４により検出された各脈波の開始圧力値やその測定時間などのデータに基づき、例えばオシロメトリック法を利用して、被測定者の最大血圧値と最小血圧値を測定する。血圧値測定部３４は、カフ５０が加圧される過程で、カフ５０の圧力が加圧終了圧力になるまで血圧測定を行う。表示制御部３５は、血圧値測定部３４により測定された最大血圧値と最小血圧値を表示部２１に表示させる。

ここで、圧電ポンプについて説明する。図３（Ａ）〜図３（Ｄ）は、圧電ポンプの動作を説明するための図である。圧電ポンプ２５は、ダイヤフラム２５Ａと、ダイヤフラム２５Ａで隔離されたポンプ室２５Ｂと、ダイヤフラム２５Ａの背面に配置された圧電素子２５Ｃとを有する。

図３（Ａ）〜図３（Ｃ）は、ダイヤフラム２５Ａの面に垂直な、圧電ポンプ２５の断面を示す。図３（Ａ）は圧電ポンプ２５の非駆動時または電圧切替時を、図３（Ｂ）は圧電素子２５Ｃが上に凸に変形したときを、図３（Ｃ）は圧電素子２５Ｃが下に凸に変形したときを、それぞれ示す。

また、図３（Ｄ）は、圧電素子２５Ｃに印加される交番電圧を示す。この交番電圧の周波数が、圧電ポンプ２５の駆動周波数である。＋Ｖと−Ｖの間で変化する交番電圧を圧電素子２５Ｃに印加すると、例えば＋Ｖの半周期の間、圧電素子２５Ｃは図３（Ｂ）のように上に凸に変形し、−Ｖの半周期の間、圧電素子２５Ｃは図３（Ｃ）のように下に凸に変形する。圧電素子２５Ｃは、電圧切替時に図３（Ａ）のように平面形状に復帰するため、ダイヤフラム２５Ａも平坦に戻る。圧電ポンプ２５は、このようにポンプ室２５Ｂの容積を変化させることにより、ポンプ室２５Ｂから図２のカフ５０に空気を送り込む。

圧電ポンプの圧電素子は、ＬＣＲのインピーダンス等価回路で表すことができる。ＬＣＲのインピーダンス特性から、圧電素子は、周波数に対するその電流特性が共振点を有する。より大きな電流を流し、ダイヤフラムを大きく振らせてポンプとしての加圧力を得るためには、圧電素子のインピーダンスの共振周波数に駆動周波数を合わせて、圧電ポンプを駆動する。

しかしながら、圧電ポンプを用いた血圧計では、次のような問題点が生じる。まず第１に、圧電ポンプには個体ばらつきがあるため、圧電ポンプごとに共振周波数が異なる。したがって、加圧前に共振周波数をサーチし、用いられる圧電ポンプに合わせて駆動周波数を決めなければならない。第２に、用いられる圧電ポンプの共振周波数に駆動周波数を設定しても、駆動中の自己発熱などによって共振周波数がシフトし、駆動中でも加圧特性が大きく変動してしまう。第３に、カフを加圧する過程で被測定者の血圧を自動測定する血圧計では、一定流速で加圧しなければならないため、加圧中に共振周波数を再度サーチして駆動周波数を補正することは困難である。

図４（Ａ）および図４（Ｂ）は、圧電ポンプの加圧力の変動を説明するための図である。図４（Ａ）は、圧電ポンプの駆動周波数による加圧力の変動を示したグラフである。例えば、実線で示した加圧特性をある圧電ポンプが有し、その共振周波数であるｆ_０に駆動周波数を設定したとする。このときはＦ_０の加圧力が得られる。しかしながら、温度変化などにより加圧特性が破線で示したものに変化すると、共振周波数がｆ_０からｆ_１にシフトし、現在設定されている駆動周波数では加圧力がＦ_０からＦ_１に減少してしまう。

図４（Ｂ）は、加圧力の時間変化を示したグラフである。温度変化などにより加圧特性が変化して、駆動周波数が共振周波数からシフトすると、圧電ポンプを駆動する実効電流が低下する。加圧力は実効電流とともに低くなるため、結果として加圧力も時間とともに低下してしまう。

圧電ポンプを用いてカフを加圧する過程で被測定者の血圧を測定する血圧計では、圧電ポンプの加圧力が低下すると、圧電ポンプはカフを加圧しにくくなる。このため、所定の加圧終了圧力に達するまでの加圧時間が長くなり、血圧測定が終了するまでの時間も長くなってしまう。

そこで、血圧計１０では、圧電ポンプ２５の駆動周波数を、共振周波数の近傍で高速に拡散させ、圧電ポンプの個体ばらつきや共振周波数のシフトによる加圧力の変動を低減させる。このために、周波数生成部３１は、固定された駆動周波数を生成するのではなく、圧電ポンプ２５の共振周波数が変動する所定周波数範囲全体で、駆動周波数を拡散させるように繰り返し時間変化させる。具体的には、周波数生成部３１は、共振周波数が変動する所定周波数範囲を細かく分割し、分割された各領域内の代表値に駆動周波数を繰り返し変化させる。

例えば、血圧計１０の動作保証範囲が１０℃〜４０℃であり、圧電ポンプ２５の自己発熱が５０℃程度まで想定されるとする。この場合、上記の所定周波数範囲は、例えば、１０℃〜５０℃の温度範囲における、圧電ポンプ２５の共振周波数の最小値以上かつ最大値以下とする。さらに、圧電ポンプ２５の個体ばらつきを考慮してこれより広げた周波数範囲を、所定周波数範囲としてもよい。このように、所定周波数範囲は、共振周波数が変動し得る範囲として定めることができる。

圧電ポンプ２５によりカフ５０に送り込まれる空気の流速が変化する時定数は、３０〜５０ｍｓｅｃ程度であり、数１０ｍｓｅｃのオーダーになる。したがって、周波数生成部３１は、数１０ｍｓｅｃより十分短い周期で、その周波数範囲全体を覆うように時間変化する駆動周波数を生成する。

図５（Ａ）および図５（Ｂ）は、周波数生成部３１が生成する駆動周波数と加圧力の関係を説明するための図である。図５（Ａ）は、図４（Ａ）と同様に、圧電ポンプの駆動周波数による加圧力の変化を示したグラフである。周波数生成部３１は、例えば、共振周波数の近傍のｆ_Ｌ以上かつｆ_Ｈ以下の周波数範囲内で、矢印で示すように周期的に時間変化する駆動周波数を生成する。このことを、図５（Ａ）では、多数の縦線で示す。

図５（Ｂ）は、駆動周波数を周期的に時間変化（スイープ）させた場合の、実効電流と加圧力の時間変化を示したグラフである。共振周波数の個体ばらつきやシフトがあっても、駆動周波数は共振周波数を含む一定の範囲内で周期的に変化するため、それに応じて、圧電ポンプを駆動する実効電流は、破線で示した曲線のように周期的に変化する。言い換えると、駆動周波数を周期的に変化させることにより、共振周波数の個体ばらつきやシフトは、実効電流の振幅変動の位相変化に置き換わる。そして、周波数を拡散させるスイープの周期が圧電ポンプによる流速変化の時定数より十分短いので、加圧力は積分化（平均化）されて、実線で示したようにほぼ一定値をとる。この結果、共振周波数の個体ばらつきやシフトがあっても、圧電ポンプ２５ではほぼ一定の加圧力が得られる。

上記のように、血圧計１０では、圧電ポンプ２５の駆動周波数を共振周波数の近傍で高速に拡散させて、共振周波数の個体ばらつきやシフトによる影響を平均化する。共振周波数の近傍で駆動周波数を拡散させるので、共振周波数がシフトしても、圧電ポンプ２５の実効電流の変化はほぼ一定になる。こうして圧電ポンプ２５の加圧力がほぼ一定になれば、単に電圧振幅や間欠駆動のパルス幅を制御することにより、圧電ポンプ２５の加圧能力の範囲内で容易に流速を制御することが可能になる。

なお、駆動周波数の拡散は、周期的（規則的）に行ってもよいし、ランダムに行ってもよい。ランダムに行う場合も、周波数生成部３１は、共振周波数の近傍の一定範囲内で駆動周波数を時間変化させる。駆動周波数を周期的に変化（スイープ）させると、後述するように、そのスイープに起因して実効電流の波形にノイズが生じることがあるが、駆動周波数の拡散をランダムに行えば、このようなノイズは生じない。このため、スイープによるノイズの発生を抑えるには、駆動周波数をランダムに拡散させることが好ましい。

次に、血圧計１０による血圧測定の動作について説明する。図６は、血圧計１０による血圧測定の動作例を示したフローチャートである。図６に示す処理フローは、制御部３０のＲＯＭに予め記録されているプログラムに従って、制御部３０のＣＰＵが実行する。

血圧測定に際して、被測定者は、カフ５０を手首に装着し、スイッチ２２−２を用いて被測定者を選択した上で、スイッチ２２−１を用いて測定開始を指示する。

最初に、排気制御部３３が、排気部２８の排気弁を閉じて、カフ５０を加圧できる状態とする（Ｓ１１）。次に、加圧制御部３２によって駆動回路２６を制御し、カフ５０内に空気を送り込むことによって、カフ５０内の加圧を開始する（Ｓ１２）。

加圧時は、周波数生成部３１が、圧電ポンプ２５の共振周波数の近傍で駆動周波数を拡散させるように、その周波数範囲内で時間変化する駆動周波数を生成する（Ｓ１３）。そして駆動回路２６が、この時間変化する駆動周波数で圧電ポンプ２５を駆動してカフ５０内を加圧する。そして血圧値測定部３４が、圧力センサ２３による検出データに基づいて被測定者の血圧値を測定する（Ｓ１４）。カフ５０内の圧力が加圧終了圧力に達して血圧測定が終了するまで、ステップ１３およびステップ１４が繰り返される（Ｓ１５）。

血圧測定が終了すると、加圧制御部３２が、駆動回路２６を制御して圧電ポンプ２５によるカフ５０内への加圧を終了する（Ｓ１６）。このとき、排気制御部３３が、排気部２８の排気弁を開いて、カフ５０内の空気を排気する（Ｓ１７）。その後、表示制御部３５が、表示部２１を制御して測定結果を表示する（Ｓ１８）。以上で、血圧計１０による血圧測定の動作は終了する。

以下では、圧電ポンプ２５の駆動周波数を拡散させない場合と拡散させた場合について、圧電ポンプ２５の実効電流に生じる変動幅を比較した実験について説明する。図７（Ａ）および図７（Ｂ）は、駆動周波数を拡散させない場合における圧電ポンプ２５の実効電流の波形を示した図である。縦軸と横軸は、それぞれ実効電流の振幅と時間を示す。ここでは、圧電ポンプ２５はパルス幅が１０ｍｓｅｃのパルス波形で間欠駆動されるとし、その１０ｍｓｅｃの間の波形を示す。

図７（Ａ）は、共振周波数が２２．５６ｋＨｚのときの実効電流の波形を示す。ここでは、圧電ポンプ２５の駆動周波数を共振周波数と同じ２２．５６ｋＨｚに設定したとする。このとき、駆動周波数が共振周波数と合っているため、１０ｍｓｅｃ間の駆動電流の実効値は、１００．９ｍＡｒｍｓと比較的高い値になる。

図７（Ｂ）は、駆動周波数を上記の通り固定したまま、共振周波数が２２．２７ｋＨｚに変化したときの実効電流の波形を示す。共振周波数が２２．５６ｋＨｚから２２．２７ｋＨｚにシフトすることにより、１０ｍｓｅｃ間の駆動電流の実効値は７０．３ｍＡｒｍｓに減少する。したがって、実効電流は、１００．９−７０．３＝３０．６ｍＡｒｍｓの幅で変動する。加圧力は実効電流とともに低くなるため、この実効電流の変動幅に応じて、加圧能力も変動することになる。

図８（Ａ）および図８（Ｂ）は、駆動周波数を拡散させた場合における圧電ポンプ２５の実効電流の波形を示した図である。縦軸と横軸は、それぞれ実効電流の振幅と時間を示す。図７（Ａ）および図７（Ｂ）と同様に、圧電ポンプ２５はパルス幅が１０ｍｓｅｃのパルス波形で間欠駆動されるとし、その１０ｍｓｅｃの間の波形を示す。

ここでは、共振周波数が変化し得る２２．２７ｋＨｚ〜２２．５６ｋＨｚにマージンを加えた２２．１ｋＨｚ〜２２．９ｋＨｚの範囲において、周波数生成部３１が、圧電ポンプ２５による流速変化の時定数（数１０ｍｓｅｃ）より十分短い２ｍｓｅｃの周期で駆動周波数をスイープする。具体的には、周波数生成部３１は、２２．１ｋＨｚ〜２２．９ｋＨｚの周波数範囲を２０分割し、（２２．９ｋＨｚ−２２．１ｋＨｚ）／２０＝０．０４ｋＨｚの増分で、１０ｍｓｅｃのパルス幅の間に上記の周波数範囲を５回覆うように、駆動周波数をスイープする。

図８（Ａ）は、共振周波数が２２．５６ｋＨｚのときの実効電流の波形を示す。駆動周波数を時間変化させることにより、振幅にうねりが生じていることが分かる。これは、駆動周波数をスイープしていく過程で、共振周波数に最も近付いたときに波形の振幅が最大になり、共振周波数から最も離れたときに波形の振幅が最小になるためである。

図８（Ａ）では、１０ｍｓｅｃ間の駆動電流の実効値は、８６．７ｍＡｒｍｓになる。この値は、駆動周波数を共振周波数の２２．５６ｋＨｚに合わせた図７（Ａ）の場合よりやや小さい。これは、共振周波数の２２．５６ｋＨｚを含む範囲内で駆動周波数を拡散させているため、１０ｍｓｅｃの間に、駆動周波数が共振周波数に一致するときと一致しないときが含まれるからである。

図８（Ｂ）は、駆動周波数を上記の通り拡散させたまま、共振周波数が２２．２７ｋＨｚに変化したときの実効電流の波形を示す。このとき、１０ｍｓｅｃ間の駆動電流の実効値は、８０．２ｍＡｒｍｓに減少する。したがって、実効電流は、８６．７−８０．２＝６．５ｍＡｒｍｓの幅で変動する。加圧能力もこの実効電流の変動幅に応じて変動する。

このように、周波数生成部３１が駆動周波数をスイープすることにより、実効電流の変動幅は、３０．６ｍＡｒｍｓから６．５ｍＡｒｍｓに縮小される。すなわち、共振周波数が変化しても、実効電流の変動幅が約１／５程度に縮小され、これに応じて圧電ポンプ２５の加圧特性の変動幅も約１／５程度に縮小される。したがって、血圧計１０では、圧電ポンプ２５の駆動中に生じ得る加圧力の変動を低減させることが確かめられる。

なお、図８（Ａ）および図８（Ｂ）の波形で見られる振幅のうねりは、周波数生成部３１が駆動周波数をスイープすることにより生じるノイズである。駆動周波数の拡散をランダムに行えば、駆動周波数を拡散させた場合でも、ノイズのない図７（Ａ）および図７（Ｂ）のような実効電流の波形が得られる。

１０血圧計
２０本体
２１表示部
２２操作部
２３圧力センサ
２４検出回路
２５圧電ポンプ
２６駆動回路
２７昇圧回路
２８排気部
３０制御部
３１周波数生成部
３２加圧制御部
３３排気制御部
３４血圧値測定部
３５表示制御部
５０カフ

Claims

カフを加圧する圧電ポンプと、
前記圧電ポンプの駆動周波数を生成する周波数生成部と、
前記周波数生成部により生成された前記駆動周波数で前記圧電ポンプを駆動する駆動部と、
前記圧電ポンプにより加圧される前記カフ内の圧力を検出する圧力検出部と、
前記圧力検出部による検出データに基づいて被測定者の血圧値を測定する血圧値測定部と、を有し、
前記周波数生成部が、前記圧電ポンプの共振周波数が変動する所定周波数範囲全体で、前記駆動周波数を繰り返し時間変化させることを特徴とする血圧計。
前記周波数生成部が、前記圧電ポンプによる流速変化の時定数より短い周期で、前記所定周波数範囲全体で時間変化する駆動周波数を生成する、請求項１に記載の血圧計。
前記周波数生成部が、前記駆動周波数を前記所定周波数範囲内でランダムに時間変化させる、請求項１または２に記載の血圧計。