JP3858812B2

JP3858812B2 - 血圧測定装置

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Publication number: JP3858812B2
Application number: JP2002351136A
Authority: JP
Inventors: 修白崎; 大久保
Original assignee: Omron Healthcare Co Ltd
Current assignee: Omron Healthcare Co Ltd
Priority date: 2002-12-03
Filing date: 2002-12-03
Publication date: 2006-12-20
Anticipated expiration: 2022-12-03
Also published as: ES2250812T3; US20040147848A1; CN1296007C; JP2004180910A; EP1426008A1; EP1426008A8; CN1504165A; EP1426008B1; DE60302995T2; US7232412B2; DE60302995D1

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は血圧測定装置に関し、特に、動脈を圧迫し、その結果得られる動脈容積変化に基づいて血圧を測定する血圧測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
血圧を無侵襲に測定する方法には、外部から圧力が加えられた動脈の容積変化に由来する種々の脈動信号（以下、脈波という）を、圧力を徐々に変化させる過程で捉え、それに基づいて血圧値を算出・決定するものがある（オシロメトリック法という）。これの代表的な方法は、血圧測定部位に巻かれるカフ（腕帯）と呼ばれる圧迫帯に空気などの流体を注入して測定部位の動脈への圧迫を実現する。そして圧迫圧、すなわちカフ内の圧力（以下、カフ圧という）の脈動として脈波を検出するものが最も広く普及している（以下、カフオシロメトリック法という）（例えば、特許文献１および２参照）。
【０００３】
カフオシロメトリック法では、このように脈波をカフ圧信号から抽出するが、他の脈波検出部（例えば光電センサ）を別途設置し、それによってオシロメトリック法を実現するものもある。また、カフ以外の圧迫機能によって動脈を圧迫してオシロメトリック法を実現するものもある。以下の説明では、これらをまとめてオシロメトリック法と呼ぶ。
【０００４】
また、ある時間での血圧を知る方法が特許文献３に開示される。この方法では、カフ圧が拡張期血圧以下の場合の動脈容積信号とカフ圧が拡張期血圧と収縮期血圧との間の場合の動脈容積信号とを得て、得られた両動脈容積信号をスタートタイミングを合わせて比較することで、カフ圧と動脈圧が一致した時点を知ることができる。
【０００５】
【特許文献１】
特開平５−３１０８４号公報の明細書と図面。
【０００６】
【特許文献２】
特開平６−１３３９３８号公報の明細書と図面。
【０００７】
【特許文献３】
特表２０００−５１２８７５公報の第３０頁〜３１頁ならびに図２７および図２９Ａ〜図２９Ｃ。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
オシロメトリック法では、例えばカフ圧を増大させながら測定を行なう場合、図１２に示すようにカフ圧を最高血圧（収縮期血圧）より充分高くまで徐々に上昇させる過程で変化する脈波の振幅変化のパターンを示す包絡線から血圧値（収縮期血圧および拡張期血圧）を推定する。また、図示はしないがカフ圧を減少させながら測定を行なう場合は、一旦収縮期血圧より充分高くまで急速にカフを加圧した後、徐々に最低血圧（拡張期血圧）より低くまで減圧する過程で、同じく脈波の包絡線から血圧値を推定する。このような推定方法においては、原理上、高い加圧レベルと長い測定時間が必要である。高い加圧レベルは、例えば血圧が高い使用者の場合しばしば圧迫に伴う痛みを起こす。血圧測定中の痛みは単に不快感をもたらすだけでなく、血圧を上昇させる大きな原因であるため、血圧測定の正確性にも影響を及ぼす。また、1回の測定に時間がかかると、単に効率が低いだけではなく、前述の痛みを長く継続させることになり正確性を損なう。さらに、例えば測定や運動中測定などでしばしば起こる急激な血圧変動を捉えられない。
【０００９】
それゆえに、この発明の目的は、測定時間を短縮できる血圧測定装置を提供することである。
【００１０】
この発明の他の目的は、高い圧力をかけずに測定できる血圧測定装置を提供することである。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
この発明のある局面に従うと、血圧測定装置は生体の血管を圧迫する圧迫手段と、圧迫手段による前記血管に対する圧迫圧値を検出する圧迫圧検出手段と、１心拍周期において圧迫手段により圧迫された血管内の圧力の変化と相似に変化する相似波形を検出する相似波形検出手段と、相似波形検出手段により検出された相似波形のレベルを線形関係に従い、血管内の圧力の変化を示す波形のレベルに対応させることにより血圧を算出する血圧算出手段とを備える。
【００１２】
血圧算出手段は、相似波形の１心拍周期にわたるレベルを検出するレベル検出手段と、圧迫手段による血管を閉塞させない第１圧迫のもとで相似波形検出手段により検出された第１相似波形のレベル検出手段によって最大レベルが検出された時点から最小レベルが検出された時点にわたる期間内の２時点のそれぞれにおいて検出されたレベルの差分と、２時点それぞれに対応して圧迫圧検出手段により検出された圧迫圧値の差分との比で示される相似比に基づいて、第１相似波形のレベル検出手段により検出されたレベルを線形関係に従い、圧迫手段による第１圧迫のもとで圧迫された血管内の圧力の変化を示す波形のレベルに対応させる手段とを有する。
２時点は、圧迫手段による血管を閉塞させる第２圧迫圧および第３圧迫圧のもとで相似波形検出手段により検出された第２および第３相似波形と時相的に一致させた第１相似波形の、第２および第３相似波形それぞれの閉塞の開始時点に対応する。
【００１３】
したがって、１心拍周期にわたって検出された血管内の圧力変化と相似に変化する相似波形のスケールを用いて血圧を算出できるから、短期間で血圧測定できる。つまり、相似波形のスケールを決定し、決定された相似波形のスケールを血管内の圧力の変化を示す波形のスケールに対応させるための相似比は、２時点のレベルの差分と２時点それぞれに対応して圧迫圧検出手段により検出された圧迫圧値の差分との比で簡単に求めることができる。また２時点のレベルは最大レベルおよび最小レベル間であるから、最大レベルすなわち最高血圧にまで圧迫することなく測定できる。また２時点のレベルと圧迫圧値とを検出するだけで測定できるから、測定時間を短くできる。
【００１４】
上述の２時点それぞれは好ましくは、圧迫手段による血管に対する異なる２つの圧迫圧値により血管が閉塞を開始した時点それぞれに対応する。
【００１５】
したがって、閉塞を開始した時点は、圧迫圧と血管内の圧力が等しくなる瞬間に相当するから、閉塞を開始した時点の圧迫圧値を用いることにより、精度良く血圧算出できる。
【００１６】
上述の相似波形は好ましくは、圧迫手段により圧迫されて生じる血管の容積変化の脈動成分に由来する脈波の波形である。
【００１７】
したがって、相似波形として脈波の波形を用いることができる。
上述の血圧算出手段は好ましくは、レベル検出手段により検出された最大レベルとレベル検出手段により検出された２時点のレベルのうちの一方レベルとの差分、一方レベルの時点に対応して圧迫圧検出手段により検出された圧迫圧値、および相似比に基づいて、最大レベルに対応の圧迫圧値を収縮期血圧として算出する収縮期血圧算出手段を有する。
【００１８】
したがって、相似波形の最大レベル、２時点レベルの一方レベル、該一方レベルに対応の圧迫値および相似比を用いて収縮期血圧を算出できるから、血管を収縮期血圧付近の高い圧力で圧迫することなく血圧を測定できる。
【００１９】
上述の血圧算出手段は好ましくは、レベル検出手段により検出された最小レベルとレベル検出手段により検出された２時点のレベルのうちの一方レベルとの差分、一方レベルの時点に対応して圧迫圧検出手段により検出された圧迫圧値、および相似比に基づいて、最小レベルに対応の圧迫圧値を拡張期血圧として算出する拡張期血圧算出手段を有する。
【００２０】
したがって、相似波形の最小レベル、２時点レベルの一方レベル、該一方レベルに対応の圧迫値および相似比を用いて拡張期血圧を算出できる。
【００２１】
この発明の他の局面に従うと血圧測定装置は、生体の血管を圧迫する圧迫手段と、１心拍周期において圧迫手段により圧迫された血管内の圧力の変化と相似に変化する相似波形を検出する相似波形検出手段と、相似波形検出手段により検出された相似波形のレベル検出手段により検出されたレベルを線形関係に従い血管内の圧力の変化を示す波形のレベルに対応させることにより血圧を算出する血圧算出手段とを備える。
【００２２】
上述の相似波形検出手段は、相似波形として圧迫手段により圧迫されて生じる血管の容積変化の脈動成分に由来する脈波の波形を検出する脈波検出手段を有し、血圧算出手段は、圧迫手段による血管を閉塞させない第１圧迫圧、ならびに閉塞させる第２圧迫圧および第３圧迫圧のもとで脈波検出手段により検出された第１、第２および第３脈波の波形のレベルを１心拍周期にわたり記憶する記憶手段と、第２および第３脈波の波形と時相的に一致させた第１脈波の波形の、第２および第３脈波の波形それぞれの閉塞の開始時点に対応の第２および第３レベルを記憶手段に記憶された内容において特定するレベル特定手段と、レベル特定手段により特定された第２レベルと第３レベルとの差分と、第２圧迫圧と第３圧迫圧との差分との比で示される相似比に基づいて、相似波形のレベル検出手段により検出されたレベルを線形関係に従い血管内の圧力の変化を示す波形のレベルに対応させる処理手段とを有する。
【００２３】
したがって、１心拍周期にわたって検出された血管内の圧力変化と相似に変化する相似波形の検出レベルを用いて血圧を算出できるから、短期間で血圧測定できる。つまり、脈波検出手段により第１、第２および第３脈波を検出して、第１、第２および第３脈波の波形のレベルを１心拍周期にわたり記憶手段に記憶すると、処理手段により相似比に基づいて、相似波形の検出されたレベルを線形関係に従い血管内の圧力の変化を示す波形のレベルに対応させて、血圧を算出できる。
【００２４】
上述の処理手段は好ましくは、第１脈波の波形の記憶手段に記憶された最大レベルと第２レベルとの差分に応じた第１脈波の波形の変化量である第２変化量を、第２レベルと第３レベルとの差分に応じた第１脈波の波形の変化量である第１変化量で除して得られた値と、第２圧迫圧と第３圧迫圧との差分との積に、第２圧迫圧を加算した結果を、収縮期血圧として算出する。
【００２５】
上述の処理手段は好ましくは、第１脈波の波形の記憶手段に記憶された最小レベルと第３レベルとの差分に応じた第１脈波の波形の変化量である第２変化量を、第２レベルと第３レベルとの差分に応じた第１脈波の波形の変化量である第１変化量で除して得られた値と、第２圧迫圧と第３圧迫圧との差分との積を、第３圧迫圧から減算した結果を、拡張期血圧として算出する。
【００２６】
上述の血圧測定装置では好ましくは第１、第２および第３脈波の波形を、それぞれの波形の記憶手段に記憶された最大レベルに対応の時点に基づいて時相的に一致させる。
【００２７】
したがって、時相的な一致は、記憶手段の記憶内容に基づいて行なうことができる。
【００２８】
上述の血圧測定装置は好ましくは、血圧の測定に並行して血圧測定対象者から心電信号を検出する心電検出手段をさらに備えて、第１、第２および第３脈波の波形を、心電検出手段により１心拍周期において検出される心電信号における特徴的波形に基づいて時相的に一致させる。
【００２９】
したがって、心電信号の心拍に同期した特徴的波形に基づいて精度よく時相的に一致させることができる。
【００３０】
上述の特徴的波形は好ましくはＲ波のピークを示す。したがって、ノイズ成分の少ないＲ波のピークに基づいて精度よく時相的一致を図ることができる。
【００３１】
上述の血圧算出手段は好ましくは、脈圧を算出する脈圧算出手段を有する。したがって、血圧とともに脈圧も測定できる。
【００３２】
上述の脈圧算出手段は好ましくは、最大レベルと最小レベルとの差分および相似比に基づいて脈圧を算出する。
【００３３】
上述の血圧算出手段は好ましくは、血管が閉塞を開始した時点を検出する閉塞始点検出手段をさらに有し、閉塞始点検出手段は、１心拍周期の終端時点から最大レベルに対応の時点までの複数の候補時点のうち、相似波形の該候補時点に対応の傾斜レベルと直前の候補時点に対応の傾斜レベルとの差が最大となる該候補時点を、閉塞を開始した時点として検出する。
【００３４】
したがって、閉塞を開始した時点を、相似波形の傾斜レベルを用いて検出できる。
【００３５】
上述の血圧測定装置は好ましくは、相似波形検出手段と血圧算出手段とを含む第１測定部と、圧迫手段により血管に対する圧迫を徐々に変化させながらオシロメトリック法に従う血圧測定をするための第２測定部とを備えて、第１および第２測定部の一方が選択的に能動化される。
【００３６】
したがって、第２測定部を選択的に能動化することにより、従来のオシロメトリック法に従う血圧測定もできる。
【００３７】
【発明の実施の形態】
以下、この発明の実施の形態について図面を参照して詳細に説明する。本実施の形態では、オシロメトリック法の原理として、カフ圧信号に重畳する脈波（カフ圧脈波）を検出しているが、脈波はカフ圧脈波に限定されず、光学的または電気的原理に基づき検出される脈波であってもよい。
【００３８】
機器構成
図１を参照して、本実施の形態に係る血圧測定装置は、血圧測定部位の腕などに巻かれるカフ１、カフ１にカフ圧を印加する加圧ポンプからなる加圧部２、カフ１のカフ圧を急速に減圧するための弁からなる急速排気部３、カフ圧を検出するセンサからなるカフ圧検出部４、血圧測定装置自体を集中的に制御および監視するマイクロプロセッサ（以下、MPUという）６、カフ圧検出部４により検出されたアナログのカフ圧信号を入力して増幅した後にデジタル信号に変換してMPU６に出力する増幅回路／AD変換器５、左右電極VLおよびVRならびにグランド電極GDを接続する心電検出部７、心電検出部７により検出されたアナログの心電信号を入力して増幅した後にデジタル信号に変換してMPU６に出力する増幅回路／AD変換器８、測定された血圧や心電波形の情報などを出力する出力部９、および指示や情報を入力するための入力部１０を備える。
【００３９】
カフ１には急速排気部３、加圧部２、カフ圧検出部４がエア系１１により接続されている。急速排気部３および加圧部２はMPU６によって制御される。MPU６は第２測定部２０と第１測定部２１による血圧測定機能、血圧測定に並行して心電計測を行なうための心電計測部６３、および種々信号処理に必要なデータを記憶するメモリ６４を有する。第２測定部２０は拡張期血圧付近と収縮期血圧付近との間で加圧部４による血管への圧迫圧を徐々に増加または減少させることにより従来のオシロメトリック法に従い血圧測定する機能を有する。第１測定部２１は増幅回路／AD変換器５からカフ圧信号を入力して、入力したカフ圧信号から脈波を検出する脈波検出部６１、および検出された脈波の振幅変化をカフ圧と対応付けて血圧値を算出する血圧算出部６２を含む。血圧算出部６２は脈圧を算出する脈圧算出部６５を有する。
【００４０】
図２には図１の血圧測定装置の外観が示される。図２においては心電検出のための部分の図示は省略されている。図２では血圧測定装置には入力部１０として電源スイッチ１０Ａ、測定の開始を指示するために操作される開始スイッチ１０Ｂ、および第１および第２測定部２１および２０のいずれか一方による血圧測定モードを選択するために操作されるモードスイッチ１０Ｃが、出力部として表示部９Ａが、エア系１１としてエアホース１１Ａがそれぞれ設けられる。モードスイッチ１０Ｃを操作すると一方の測定部による血圧測定が能動化される。
【００４１】
血圧測定原理の説明
本実施の形態による血圧推定を用いた血圧測定の原理を説明する。カフ１などによって外部から圧力が印加された動脈は、外圧すなわちカフ圧と動脈内圧との大小関係に依存して容積変化を起こす。動脈内圧は１心拍周期内で収縮期血圧と拡張期血圧との間で拍動（変化）しているため、動脈の容積もそれに応じて変化する。この容積変化はカフ圧の変化などとして検出されるものであって、オシロメトリック法にて血圧算出に用いられる脈波と呼ばれるものである。図３（Ａ）〜（Ｃ）の左側には１心拍周期内におけるカフ圧の変化に応じた動脈内圧波形１２が、右側には同様に１心拍周期内における該動脈内圧波形に伴なう容積変化を示す動脈容積波形１３、つまり脈波の波形がそれぞれ示されている。
【００４２】
今、図３（Ａ）に示すように拡張期血圧に至らない低いカフ圧Pc１では動脈容積波形１３と動脈内圧波形１２とはほぼ相似となるから、カフ圧変化として検出される脈波も同様の波形となる。
【００４３】
次に、図３（Ｂ）に示すようにカフ圧を増大させて拡張期血圧より高いカフ圧Pc２になると、１心拍周期内に動脈圧がカフ圧より低くなり動脈管がカフ圧によって一時的に押しつぶされる期間（以下、閉塞期間という）１４が現れる。閉塞期間１４内では動脈容積は常に零であるから検出される脈波信号の波形も平坦になる。さらにカフ圧を増大させてカフ圧Pc３に到ると図３（Ｃ）に示すように閉塞期間１４がより早い時点で始まるようになる。例えば、１心拍周期内の脈波の振幅のピークが検出された時点を起点にした場合、図３（Ｂ）の閉塞期間１４は時間T1で開始したのに対し、図３（Ｃ）のより高いカフ圧Pc３では時間T2で開始しており図示する時間差ΔTだけ早く閉塞期間１４が始まっているのが分かる。
【００４４】
閉塞期間１４の開始タイミング（以下、閉塞始点という）は、カフ圧と動脈内圧が等しくなる瞬間に他ならない。したがって、２つの閉塞期間１４の閉塞始点でのカフ圧と動脈内圧変化とを検出できれば、閉塞始点以外の時点における動脈内圧を推定することができる。具体的には、収縮期血圧や拡張期血圧、さらに平均血圧も算出可能となる。
【００４５】
図３（Ａ）に示すように動脈圧変化と相似であると見なせる拡張期血圧以下のカフ圧の下で検出された脈波の波形（動脈容積波形１３）は、１心拍周期内で動脈内圧がその時点でどのレベルにあったかを相対的に与えている。特に、臨床的に最も重要な収縮期血圧、拡張期血圧および平均血圧と他の時点での動脈内圧との相対関係を与える。しかも、この脈波の波形は振幅のピーク点によって他の脈波のそれと時間的に一致させることができる。
【００４６】
これらの事実に基づいて本実施の形態では、１心拍周期において動脈内圧変化と相似に変化する相似波形（脈波の波形）のスケールを決定して、決定された相似波形のスケールを動脈内圧変化を示す波形のスケールと対応させることにより血圧を算出する。つまり２つの閉塞期間１４の閉塞始点、およびそれぞれの閉塞始点における瞬間的な動脈内圧を検出して、検出した情報と相似波形とによってそれ以外の時点での動脈内圧を幾何学的に推定する。
【００４７】
メモリの記憶データについて
メモリ６４には血圧測定のために、図４に示すように、測定中に検出される脈波ごとに、該脈波を特定する脈波ナンバ３０、後述の脈波始点のデータ３１、後述の代表カフ圧のデータ３２、脈波成分のデータ３３、最大振幅のデータ３４、最大振幅が検出された時点を示すデータ３５および閉塞始点のデータ３６が格納される。脈波成分のデータ３３は１心拍周期にわたる時間情報と１心拍周期にわたり変化する脈波の波形のレベルとを対応付けて示す。
【００４８】
血圧測定装置の動作
ここでは、モードスイッチ１０Ｃの操作により第１測定部２１による血圧測定機能が選択的に能動化されたと想定する。
【００４９】
（全体動作）
図５のフローチャートを参照して血圧測定装置による第１測定部２１による血圧測定のための全体動作を説明する。該フローチャートに従うプログラムはMPU６のメモリ６４に予めストアされてMPU６の制御のもとに実行される。
【００５０】
カフ１は血圧測定対象者の腕などに巻かれ、またMPU６により血圧測定に並行して心電計測を行なうために左右電極VLおよびVRならびにグランド電極GDが対象者の身体に取付けられる。そして、使用者が電源スイッチ１０Ａをオンすると初期化処理が実行される（ステップST（以下、単にSTと略す）1a）。初期化処理では後述するフラグFLに初期値（＝０）が設定される。
【００５１】
その後、使用者が開始スイッチ１０Ｂをオンすると血圧測定と心電計測とが並行してなされる。ここでは心電測定のための処理の詳細は省略する。
【００５２】
MPU６は血圧測定を開始すると加圧部２の図示されないポンプを起動開始するので、カフ１についての加圧が開始されてカフ圧が徐々に増大し始める（ST1b）。カフ圧の増大に伴いカフ圧信号はカフ圧検出部４および増幅回路／AD変換器５を介してMPU６に与えられる。
【００５３】
次に、１心拍周期毎の、つまり１拍毎の脈波の始点をカフ圧信号上で認識する脈波始点認識処理を実行する（ST2）。脈波始点が検出されながら脈波が特定されて、特定された脈波は脈波ナンバ３０としてメモリ６４に記憶されて対応の脈波始点のデータ３１も記憶される。脈波始点検出の詳細は後述する。次に１心拍ごとにメモリ６４に記憶された脈波それぞれについて対応するカフ圧（以下、代表カフ圧という）がカフ圧検出部４により検出されてデータ３２としてメモリ６４に対応付けて記憶される（ST3）。この代表カフ圧は、１心拍周期内のどの時点でのカフ圧としても良いが、本実施の形態では脈波の始点において検出されたカフ圧信号の値を代表カフ圧とする。
【００５４】
ここでは代表カフ圧を脈波の始点に対応したカフ圧としているが、実際には、図６に示すように脈波７２に対してカフ圧Pcは実線のようにではなくて破線のように変化するので、閉塞始点でのカフ圧PA（PB）を代表カフ圧とすることにより高い測定精度を得ることができる。
【００５５】
次に、処理動作を制御するフラグFLが０であるかどうかが判断される（ST4）。０と判断されると、MPU６は認識された脈波始点をもとに、当該心拍周期にわたってカフ圧信号上から脈波成分を抽出しメモリ６４にデータ３３として記憶する（ST5）。次に、当該脈波の波形の最大振幅のレベルと最大レベルとなった時点が認識されて、データ３４および３５としてメモリ６４に記憶される（ST6）。
【００５６】
次の処理では、メモリ６４に記憶された１心拍単位の脈波について、閉塞始点を認識するための閉塞始点認識処理が実行されて、認識された閉塞始点はデータ３６としてメモリ６４に記憶される（ST7）。この閉塞始点認識処理についての詳細は後述する。ただし、カフ圧が拡張期血圧以下である場合には処理対象となる脈波に閉塞期間が存在しない。この場合には、閉塞期間なしとしてその判断結果のみがデータ３６としてメモリ６４に記憶される。
【００５７】
カフ圧が上昇し、やがて拡張期血圧を上回り、その結果、MPU６は閉塞期間が存在する脈波が初めて検出されたと判断すると（ST8）、その直前の心拍に対応の脈波（つまり、閉塞期間が存在しない脈波のうち最後に検出された脈波）を第１脈波とし、当該心拍の脈波（つまり、閉塞期間が存在する脈波信号のうち最初に検出された脈波）を第２脈波と特定し、そして第１および第２脈波が特定されたことを指示するためにフラグFLを1に更新する（ST9）。なお、第１脈波は直前の心拍の脈波に限定されないが、直前の心拍の脈波はそれ以前の心拍の脈波より振幅が大きくノイズが少ないから直前心拍の脈波を用いることにより高い測定精度を得ることができる。
【００５８】
その後、次の心拍について同様の処理を繰り返すためにST2に戻り、処理ST3で次の心拍の脈波についての代表カフ圧が検出されてデータ３２としてメモリ６４に記憶され、処理ST4に進む。このとき、フラグFLは１を示すから、処理ST4の判定結果、次の処理（ST10）に移行する。
【００５９】
次の処理では、メモリ６４に第２脈波に対応付けて記憶された代表カフ圧（代表カフ圧Pc2とする）とその時点で検出された脈波に対応付けて記憶された代表圧カフ圧との差が所定値（例えば、１０mmHg）以上であるかが判定される（ST１０）。該差が所定値以上でない(ST10でNo）期間も引き続きカフ圧は徐々に上昇し続けて脈波始点認識処理（ST2）および代表カフ圧記憶処理（ST3）は繰返し実行される。
【００６０】
その後、代表カフ圧Pc2に対する現在検出された脈波についての代表カフ圧の増分が所定値以上になると(ST10でYes）、次の処理（ST11）に進む。このように、第２脈波が検出されてから所定のカフ圧（例えば、１０mmHg）分だけ上昇するまでの時間をおいて次の処理に進む理由は、後述のような幾何学的手法による血圧推定において精度を維持するためである。
【００６１】
次の処理では現在の心拍の脈波を第３脈波と特定し（ST11）、続いて第３脈波について処理ST12〜ST14を行なう。これら処理は処理ST5〜ST7の処理と全く同じであるから、説明を省略する。
【００６２】
上述のように、閉塞期間が存在しない脈波（第１脈波）が１心拍分捕捉（検出して記憶）され、かつ閉塞期間が存在する脈波が２心拍分（第２および第３脈波）捕捉（検出して記憶）されると、メモリ６４に記憶された内容に基づいて以下のような血圧の算出がなされる。
【００６３】
まず、第２および第３脈波について脈波振幅（脈波波形）が最大レベルとなる時点を基点とした閉塞始点の時間的位置T1およびT2がメモリ６４の記憶内容に基づいてそれぞれ算出される（ST15）。
【００６４】
時間的位置T1とT2の検出方法はこれに限定されず、例えば図７のように、心電計測部６３が心電検出部７から入力した心電信号８０（R波）について１心拍毎に検出した振幅が最大となる時点PTをメモリ６４に記憶して、これを基点として閉塞始点の時間的位置T1とT2がそれぞれ算出されても良い。
【００６５】
その後、メモリ６４に記憶された第１、第２および第３脈波1TH、2THおよび3THのデータを用いて図８に示すような幾何情報に基づき血圧を算出する。メモリ６４に第１、第２および第３脈波1TH、2THおよび3THのデータが記憶されることにより記憶されたデータを用いて脈波波形のスケールが決定される。そして決定された脈波波形のスケールを血管内の圧力の変化を示す波形のスケールに合わせることにより収縮期血圧および拡張期血圧などの血圧を算出する。
【００６６】
まず、収縮期血圧SPを算出する（ST16、ST17）。具体的には、図８において第１、第２および第３脈波波形を時相的に一致させる。つまりデータ３３、３４および３５に基づいて第２および第３脈波2THおよび3THそれぞれの振幅が最大レベルとなる時点を第１脈波1THの振幅が最大レベルとなる時点の軸TTに基づいて時相的に一致させる。そして、閉塞始点の時間的位置T1およびT2を第１脈波1THの波形上に対応付けた点に対応のレベル（圧力レベル）A1およびA2を特定する。これにより、時間的位置T2からT1への時間経過に応じた脈波波形（第1脈波1TH）の変位量ΔA（A2−A1）が特定されて脈波波形についてのスケールを決定できる。
【００６７】
そして特定されたレベルA1からA2の変化量（＝ΔA）に相当する第１脈波1THについてのカフ圧変化量ΔPc（＝Pc3−Pc2）を求める。ΔAとΔPcの比は、動脈の内圧変化の波形と脈波の波形の相似比である。そして、レベルA2と第１脈波1THの処理ST6で検出された振幅最大値Amaxとの間で第１脈波1THが変化した量（＝Amax−A2）を求める。そして、変化量（＝Amax−A2）を変化量ΔA（＝A2-A1）で除した比とカフ圧変化量ΔPcとの積をカフ圧Pc3に加算することにより収縮期血圧SPを求めることができる。これら一連の算出の手順が（式１）に示される。
【００６８】
SP=Pc3＋（Pc3−Pc2）×（Amax −A2）/ΔA …（式１）。（式１）中の変数Pc2およびPc3は第２および第３脈波に対応付けられてメモリ６４に記憶されているデータ３２の代表カフ圧の値を示す。今の場合、第３脈波の方が第２脈波よりも高いカフ圧で捕捉されたものであるとし、したがってPc3＞Pc2と仮定する。（式１）はSP=Pc2＋（Pc3−Pc2）×（Amax −A１）/ΔAであってもよい。その後、次の（式２）により拡張期血圧DPを同様に算出する（ST18）。
【００６９】
DP=Pc2−（Pc3−Pc2）×（A1−Amin）/ΔA …（式２）。（式２）において変数Pc1は第１脈波1THに対応付けられてメモリ６４に記憶されているデータ３２が示す代表カフ圧の値を示す。変数Aminは第１脈波1THの波形の最小レベルを示し、これはデータ３３が示す脈波成分におけるデータ３１が示す脈波始点に対応の脈波の波形レベルとして容易に求められる。（式２）はDP=Pc3−（Pc3−Pc2）×（A2−Amin）/ΔAであってもよい。
【００７０】
（式１）および（式２）はいずれも血圧が脈波波形についての幾何情報に基づき相似比を用いて算出されることを示している。
【００７１】
以上のように、収縮期血圧SPおよび拡張期血圧DPの両方を算出し終えると、カフ１内の空気は急速排気部３により排気されてカフ圧は排除されて、血圧算出結果は出力部９を介して表示部９Ａに表示される。これにより動作を終了する（ST19）。
【００７２】
ところで、本実施の形態では、各心拍の脈波についての代表カフ圧を脈波始点のカフ圧信号値としたがこれに限定されない。つまり、厳密には脈波始点と上述の血圧算出処理に用いる閉塞始点との間には時間差があり、この間にもカフ圧は増加し続けている。したがって、第２および第３脈波の代表カフ圧を閉塞始点で検出されたカフ圧とすれば、血圧算出精度はより高まるであろう。
【００７３】
また、血圧算出と並行して脈圧（収縮期血圧と拡張期血圧の差）を算出するようにしてもよい。脈圧の算出は、最大レベルAmaxと最小レベルAminとの差分と相似比とに基づいて算出できる。
【００７４】
次に、図５のフローチャートの脈波始点認識処理（ST2）、脈波抽出処理（ST5、ST12）、および閉塞始点認識処理（ST7、ST14）について説明する。
【００７５】
（脈波始点認識処理）
脈波始点認識の概念が図９に示される。図９には時間Tの経過に従うカフ圧信号７０、カフ圧信号７０を微分することで得られたカフ圧微分信号７１およびカフ圧信号７０から抽出された脈波を示す脈波信号７２が示される。カフ圧信号７０はカフ圧検出部４により検出される信号であり脈波が重畳している。カフ圧信号７０に関連してMPU６により加圧部２を介してカフ１に対して印加されている圧力であるカフ圧Pcが示されている。脈波始点は様々な方法で認識し得るが、一般にカフ圧信号７０についてハイパスフィルタ処理やMPU６の微分処理などによって脈波の立ち上がりを強調したフィルタ出力信号や微分信号（カフ圧微分信号７１）の振幅が所定の閾値を上回り始める時点などとして認識される。これは、脈波は振幅のピーク点に向かう初期の立ち上がりが１心拍周期内で最も急峻であるという事実に基づいている。
【００７６】
（脈波抽出処理）
脈波信号７２はカフ圧信号７０から抽出されるが、その方法も種々考えられる。本実施の形態では、一例としてカフ圧Pcの基本的な変動分、即ち徐々増大成分をもとのカフ圧信号７０から除去することによって脈波成分（脈波信号７２）を抽出する方法を示す。
【００７７】
図９に示すように、カフ圧信号７０にはカフ圧Pcが辿る徐々に増大する破線で示す成分に実線の脈波成分が重畳している。破線のカフ圧徐々増大成分は、脈波始点を各心拍について認識した後、隣接する脈波始点同士を直線で結んだものである。破線のカフ圧徐々増大成分をもとのカフ圧信号７０から差引いて脈波成分が得られる。脈波信号７２は、このように抽出した脈波成分をスケールアップして示したものである。
【００７８】
（閉塞始点認識処理）
前述のように、閉塞期間とは動脈管がカフ圧の作用により完全に押し潰された状態になっている期間のことである。したがって、この間は動脈容積の変化は生じないため脈波波形はほぼ平坦になる。一方、この閉塞期間以前は脈波の振幅最大点から徐々に脈波の振幅レベルが減少し続けている（以下、減少期間という）。減少期間と閉塞期間の境界である閉塞始点は、種々の方法で認識できるであろうが、ここでは閉塞始点で特徴的に見られる脈波波形の屈曲点の検出に基づく方法を例示する。
【００７９】
図１０には脈波の波形を微分した微分波形に基づいた閉塞始点の認識処理の概念が示される。図１０では脈波抽出処理により抽出された脈波信号７２の波形、ならびに脈波信号７２の２次微分の信号D2および３次微分の信号D3の波形が時間Tの経過に従い示される。また図１０には２次微分信号D2および３次微分信号D3のレベル０を示すための基線BLが示されている。
【００８０】
まず、MPU６は抽出した脈波信号７２についての２次および３次微分信号D2およびD3の波形を算出する。次に、脈波信号７２の振幅のピーク点PP（振幅最大点）を始点に、時間Tの経過する方向に２次微分信号D2の波形が負から正に移行する時点を検出する。ピーク点PPでは、脈波信号７２の波形は上に凸な形状であるため２次微分信号D2の波形は負の値を示すが、ピーク点PPから時間Tが経過して脈波信号７２の振幅レベル降下区間に至ると２次微分信号D2の波形は負→零→正の値を示すように移行する。そして、閉塞始点で２次微分信号D2の波形は極大点に到る。脈波信号７２の波形には種々のアーチファクトが混入しているため、単に２次微分信号D2の波形のピーク（極大点）を求めるだけでは閉塞始点の誤認識となりやすい。そこで、MPU６は２次微分信号D2の波形が極大点に到る付近で３次微分信号D3の波形が正から負に移行していることを認識したとき（つまり基線BLと３次微分信号D3の波形の交点P3が存在することを検出したとき）、最終的にその交点を閉塞始点P1とする。閉塞始点P1を検出して閉塞期間経過後には次の脈拍についての脈波始点P2が検出される。
【００８１】
また閉塞始点は図１１に示すようにして検出してもよい。図１１では時間Tの経過に従う脈波信号７２と脈波信号７２の傾斜を表す傾斜信号７３が示される。次の心拍周期の脈波信号７２の最大振幅PPへの立上り時点（脈波始点P2）で定義される当該心拍周期の終端時点TEから当該心拍周期の最大振幅PPに対応の時点PTの方向（矢印AR方向）に時間Tを辿りながら複数の閉塞始点の候補点Ri（i＝１、２、３、・・・、ｎ）に対して、脈波信号７２と傾斜信号７３が交わる時点の候補点R1より以前の傾斜信号７３のレベル（≒０）と該候補点R1より以降の候補点Riのうち対応の傾斜信号７３のレベルとの差が最大となる候補点Riを閉塞始点P1と決定してもよい。図１１では候補点Rnを閉塞始点P1と決定できる。
【００８２】
今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
【００８３】
【発明の効果】
この発明によれば、１心拍周期にわたって検出された血管内の圧力変化と相似に変化する相似波形のレベルを相似比に基づき線形関係に従い血管内の圧力の変化を示す波形のレベルに対応させることにより血圧を算出できるから、短期間で血圧測定できる。つまり、この発明のある局面に従うと、相似波形の相似比は、２時点のレベルの差分と２時点それぞれに対応して圧迫圧検出手段により検出された圧迫圧値の差分との比で簡単に求めることができる。また２時点のレベルは最大レベルおよび最小レベル間であるから、最大レベルすなわち最高血圧にまで圧迫することなく測定できる。また２時点のレベルと圧迫圧値とを検出するだけで測定できるから、測定時間を短くできる。
【００８４】
また発明の他の局面に従うと、脈波検出手段により第１、第２および第３脈波を検出して、第１、第２および第３脈波の波形のレベルを１心拍周期にわたり記憶手段に記憶すると、処理手段により相似比に基づいて、相似波形のレベルを線形関係に従い血管内の圧力の変化を示す波形のレベルに対応させて、血圧を算出できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本実施の形態に係る血圧測定装置の機能構成図である。
【図２】本実施の形態に係る血圧測定装置の外観図である。
【図３】（Ａ）〜（Ｃ）は本実施の形態による血圧推定を用いた血圧測定の原理を説明する図である。
【図４】メモリの記憶内容例を示す図である。
【図５】血圧測定の全体動作を示すフローチャートである。
【図６】代表カフ圧の他の検出方法を示す図である。
【図７】閉塞始点の時間的位置の他の検出方法を示す図である。
【図８】幾何情報に基づく血圧の算出手順を説明する図である。
【図９】脈波始点認識の手順を説明する図である。
【図１０】閉塞始点認識の手順を説明する図である。
【図１１】閉塞始点認識の他の手順を説明する図である。
【図１２】従来のオシロメトリック法に従う血圧推定方法の概念を示す図である。
【符号の説明】
１カフ、６ＭＰＵ、２０第２測定部、２１第１測定部、６１脈波検出部、６２血圧算出部、６３心電計測部、６４メモリ、６５脈圧算出部。

Claims

生体の血管を圧迫する圧迫手段と、
前記圧迫手段による前記血管に対する圧迫圧値を検出する圧迫圧検出手段と、
１心拍周期において前記圧迫手段により圧迫された前記血管内の圧力の変化と相似に変化する相似波形を検出する相似波形検出手段と、
前記相似波形検出手段により検出された前記相似波形のレベルを線形関係に従い、前記血管内の圧力の変化を示す波形のレベルに対応させることにより血圧を算出する血圧算出手段とを備えて、
前記血圧算出手段は、
前記相似波形の前記１心拍周期にわたるレベルを検出するレベル検出手段と、
前記圧迫手段による前記血管を閉塞させない第１圧迫のもとで前記相似波形検出手段により検出された第１相似波形の前記レベル検出手段によって最大レベルが検出された時点から最小レベルが検出された時点にわたる期間内の２時点のそれぞれにおいて検出されたレベルの差分と、前記２時点それぞれに対応して前記圧迫圧検出手段により検出された前記圧迫圧値の差分との比で示される相似比に基づいて、前記第１相似波形の前記レベル検出手段により検出されたレベルを前記線形関係に従い、前記圧迫手段による前記第１圧迫のもとで圧迫された前記血管内の圧力の変化を示す波形のレベルに対応させる手段とを有し、
前記２時点は、前記圧迫手段による前記血管を閉塞させる第２圧迫圧および第３圧迫圧のもとで前記相似波形検出手段により検出された第２および第３相似波形と時相的に一致させた前記第１相似波形の、前記第２および第３相似波形それぞれの前記閉塞の開始時点に対応する、血圧測定装置。
前記相似波形は、前記圧迫手段により圧迫されて生じる前記血管の容積変化の脈動成分に由来する脈波の波形であることを特徴とする、請求項１に記載の血圧測定装置。
前記血圧算出手段は、
前記レベル検出手段により検出された前記最大レベルと前記レベル検出手段により検出された前記２時点のレベルのうちの一方レベルとの差分、前記一方レベルの時点に対応して前記圧迫圧検出手段により検出された前記圧迫圧値、および前記相似比に基づいて、前記最大レベルに対応の前記圧迫圧値を収縮期血圧として算出する収縮期血圧算出手段を有する、請求項１または２に記載の血圧測定装置。
前記血圧算出手段は、
前記レベル検出手段により検出された前記最小レベルと前記レベル検出手段により検出された前記２時点のレベルのうちの一方レベルとの差分、前記一方レベルの時点に対応して前記圧迫圧検出手段により検出された前記圧迫圧値、および前記相似比に基づいて、前記最小レベルに対応の前記圧迫圧値を拡張期血圧として算出する拡張期血圧算出手段を有する、請求項１から３のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
生体の血管を圧迫する圧迫手段と、
１心拍周期において前記圧迫手段により圧迫された前記血管内の圧力の変化と相似に変化する相似波形を検出する相似波形検出手段と、
前記相似波形検出手段により検出された前記相似波形のレベルを線形関係に従い、前記血管内の圧力の変化を示す波形のレベルに対応させることにより血圧を算出する血圧算出手段とを備え、
前記相似波形検出手段は、前記相似波形として前記圧迫手段により圧迫されて生じる前記血管の容積変化の脈動成分に由来する脈波の波形を検出する脈波検出手段を有し、
前記血圧算出手段は、
前記圧迫手段による前記血管を閉塞させない第１圧迫圧、ならびに閉塞させる第２圧迫圧および第３圧迫圧のもとで前記脈波検出手段により検出された第１、第２および第３脈波の波形のレベルを前記１心拍周期にわたり記憶する記憶手段と、
前記第２および第３脈波の波形と時相的に一致させた前記第１脈波の波形の、前記第２および第３脈波の波形それぞれの前記閉塞の開始時点に対応の第２および第３レベルを前記記憶手段に記憶された内容において特定するレベル特定手段と、
前記レベル特定手段により特定された前記第２レベルと前記第３レベルとの差分と、前記第２圧迫圧と前記第３圧迫圧との差分との比で示される相似比に基づいて、前記相似波形の前記レベル検出手段により検出されたレベルを前記線形関係に従い、前記血管内の圧力の変化を示す波形のレベルに対応させる処理手段とを有する、血圧測定装置。
前記処理手段は、
前記第１脈波の波形の前記記憶手段に記憶された最大レベルと前記第２レベルとの差分に応じた前記第１脈波の波形の変化量である第２変化量を、前記第２レベルと前記第３レベルとの差分に応じた前記第１脈波の波形の変化量である第１変化量で除して得られた値と、前記第２圧迫圧と前記第３圧迫圧との差分との積に、前記第２圧迫圧を加算した結果を、収縮期血圧として算出することを特徴とする、請求項５に記載の血圧測定装置。
前記処理手段は、
前記第１脈波の波形の前記記憶手段に記憶された最小レベルと前記第３レベルとの差分に応じた前記第１脈波の波形の変化量である第２変化量を、前記第２レベルと前記第３レベルとの差分に応じた前記第１脈波の波形の変化量である第１変化量で除して得られた値と、前記第２圧迫圧と前記第３圧迫圧との差分との積を、前記第３圧迫圧から減算した結果を、拡張期血圧として算出することを特徴とする、請求項５または６に記載の血圧測定装置。
前記第１、第２および第３脈波の波形を、それぞれの波形の前記記憶手段に記憶された最大レベルに対応の時点に基づいて時相的に一致させることを特徴とする、請求項５から７のいずれか1項に記載の血圧測定装置。
前記血圧の測定に並行して血圧測定対象者から心電信号を検出する心電検出手段をさらに備えて、
前記第１、第２および第３脈波の波形を、前記心電検出手段により前記１心拍周期において検出される前記心電信号における特徴的波形に基づいて時相的に一致させることを特徴とする、請求項８に記載の血圧測定装置。
前記特徴的波形はＲ波のピークを示すことを特徴とする、請求項９に記載の血圧測定装置。
前記血圧算出手段は、脈圧を算出する脈圧算出手段を有する、請求項１から１０のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
前記脈圧算出手段は、前記最大レベルと前記最小レベルとの差分および前記相似比に基づいて脈圧を算出することを特徴とする、請求項１１に記載の血圧測定装置。
前記血圧算出手段は、
前記血管が閉塞を開始した時点を検出する閉塞始点検出手段をさらに有し、
前記閉塞始点検出手段は、
前記１心拍周期の終端時点から前記最大レベルに対応の時点までの複数の候補時点のうち、前記相似波形の該候補時点に対応の傾斜レベルと直前の前記候補時点に対応の前記傾斜レベルとの差が最大となる前記該候補時点を、前記閉塞を開始した時点として検出することを特徴とする、請求項１から１２のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
前記相似波形検出手段と前記血圧算出手段とを含む第１測定部と、
前記圧迫手段により前記血管に対する圧迫を徐々に変化させながらオシロメトリック法に従う血圧測定をするための第２測定部とを備えて、
前記第１および第２測定部の一方が選択的に能動化されることを特徴とする、請求項１から１３のいずれか１項に記載の血圧測定装置。