JP4668651B2

JP4668651B2 - 血圧計

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Publication number: JP4668651B2
Application number: JP2005075512A
Authority: JP
Inventors: 知弘布目
Original assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Current assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Priority date: 2005-03-16
Filing date: 2005-03-16
Publication date: 2011-04-13
Anticipated expiration: 2025-03-16
Also published as: US20060224068A1; JP2006255096A; US7520859B2

Description

本発明は血圧計に関し、特にカフを用いた自動血圧計に関する。

従来、非侵襲的に血圧を測定する方法として、オシロメトリック法が知られている。オシロメトリック法は、被測定者の四肢、例えば上腕部に取り付けたカフを用いて取り付け部位の脈波を検出し、カフが血管を圧迫する力が平均血圧と等しい際に血管の容積変化が最大となることを利用して血圧を測定するものである。

具体的には、カフに給気して取り付け部位を圧迫、駆血した後、排気しながらカフの圧力を検出することにより、圧迫力が最低血圧を下回るまで脈波の重畳した圧力信号を取得する。そして、フィルタを用いて圧力信号から脈波信号を分離し、分離された脈波信号の全区間を通じて最大振幅（最大のピークツーピーク値。以下「振幅」はピークツーピーク値として用いる。）を観測した時点におけるカフの圧力値が平均血圧に等しいものと判定する。最高血圧及び最低血圧は、この最大振幅を基準として、所定の条件を満たす大きさの振幅が検出された時点のカフの圧力値として決定するのが一般的である（例えば、非特許文献１参照）。

嶋津秀昭著「血圧」山海堂、２００１年３月１５日、p.112-116

このようなオシロメトリック法に基づく自動血圧計は、比較的容易に血圧の測定が可能であることから、広く用いられているが、測定にある程度の時間を要していた。これは、従来の血圧計が、検出された脈波信号の最大振幅を基準に血圧値を決定したことによるところが大きい。

すなわち、測定速度を短縮するには、駆血後のカフの排気速度を上げることが必要となるが、排気速度を上げると、脈波の最大振幅を精度良く検出することが困難となるため、結果として血圧値の誤差増大を引き起こしてしまうからである。

脈波信号は、取り付け部位を圧迫するカフの力（カフ圧）が最低血圧未満となると検出されなくなる。そのため、脈拍数が変化しなければ、検出できる脈波信号の拍数は、排気速度が高いほど少なくなる。さらに、カフ圧が平均血圧に等しい値とその近傍にある時間が短くなるため、脈波のふれが大きいタイミングと、カフ圧が平均血圧付近にあるタイミングとがずれる確率が高くなる。

このような要因により、排気速度を速めると、最大振幅を精度良く検出することが困難となるが、一方で被測定者の立場からは、カフによる圧迫は快適なものではなく、駆血後はできるだけ早く圧迫から開放されたいという要望がある。

本発明はこのような従来技術の課題に鑑みなされたものであり、精度の低下を抑制しながら高速な測定を可能とする血圧計を提供することを目的とする。

上述の目的を達成するため、本発明による血圧計は、被測定者に取り付けられたカフの圧力変化に基づいて血圧を測定する血圧計であって、カフによりカフの取り付け部位を駆血した後、カフ内の空気を排気するカフ圧制御手段と、カフの圧力変化を検出し、電気信号として出力する検出手段と、電気信号から脈波信号を抽出する抽出手段と、（１）脈波信号の一拍ごとの最大振幅と当最大振幅が測定される間に変化したカフ圧を乗じた値の積分値の変化率と、（２）所定値と、の大小関係に基づいて、最高血圧値及び最低血圧値を算出する算出手段とを有することを特徴とする。

また、上述の目的は、本発明に係る血圧計を備え、前記算出した最高血圧値及び最低血圧値を用いる手段を有する医療機器によっても達成される。

このような構成により、本発明によれば、最大振幅値によらずに血圧を決定するため、精度の低下を抑制しながら高速な測定が可能となる。

以下、図面を参照して本発明をその好適な実施形態に基づき詳細に説明する。
＜血圧計の構成＞
図１は、本発明の実施形態に係る血圧計１００の構成例を示すブロック図である。
血圧計１００において、カフ１０は、内部に図示しないエアバッグを有し、エアバッグに接続されたポンプ１８からの給気により被測定者のカフ装着部位を圧迫する。カフ１０は駆血可能な任意の部位に装着可能であるが、通常は四肢のいずれかに装着される。エアバッグには排気用の定排弁１４及び急排弁１６が接続されており、駆血後血圧決定までの脈波検出時には定排弁１４が、血圧決定後にはさらに急排弁１６が、それぞれカフ制御部２０の制御に基づいて開かれる。カフ制御部２０は、後述する主制御部３０の制御に従ってポンプ１８及び定排弁１４及び急排弁１６を制御し、測定時のカフ圧を制御する。

定排弁１４は、急排弁１６よりも単位時間当たりの排気量が少なく、従来の血圧計では５ｍｍＨｇ／秒程度の排気量である。これに対し、本実施形態の血圧計では、定排弁１４による排気量が１０ｍｍＨｇ／秒であっても良好な血圧測定が可能である。

カフ１０のエアバッグには、定排弁１４、急排弁１６及びポンプ１８とは別に、圧力センサ１２が接続される。圧力センサ１２は例えばピエゾ素子などを用いた圧力−電気変換センサであり、カフ（エアバッグ）内部の圧力を電気信号として出力する。この電気信号（圧力信号）は、ＡＤコンバータ２２によって所定周波数でサンプリングされ、デジタルデータ化される。デジタルデータ化された圧力信号５２は信号処理部４０及び脈波フィルタ５０へ供給される。

脈波フィルタ５０は圧力信号に含まれる脈波信号を抽出するフィルタである。脈波フィルタ５０は一般的な脈拍の周波数を透過する帯域通過フィルタにより実現することが可能である。脈波フィルタ５０としてアナログフィルタを用いる場合、圧力センサ１２の出力を直接脈波フィルタ５０へ入力するとともに、ＡＤコンバータ２２を脈波フィルタ５０の後段にも配置すればよい。

本実施形態では、フィルタが有する位相特性による波形歪みを抑制するため、デジタルフィルタを用いて構成した無位相フィルタを脈波フィルタ５０として用いている。無位相フィルタは帯域通過フィルタで入力信号を処理した後、入力信号の時間軸を反転して再度同一特性の帯域通過フィルタで処理することで、帯域通過フィルタの位相特性を相殺するフィルタである。入力信号がデジタルデータ化されているため、信号サンプルを並び替えることで時間軸を反転した信号を生成することが容易に行える。このような無位相フィルタは、例えば特開昭５９−９５０３３号公報の第３図に記載されているように、当技術分野において周知であるため、詳細な説明は省略する。

無位相フィルタを用いて脈波を抽出することにより、脈波の形状がなまらず、一拍ごとの脈波振幅の検出精度を向上させることが可能であり、結果として血圧値の測定精度の向上に寄与する。図２に、同一圧力信号を無位相フィルタと従来のアナログフィルタで処理して抽出した脈波信号波形を示す。同一の通過帯域を有するにもかかわらず、アナログフィルタでは波形が歪んでいることが分かる。

図１に戻って、脈波フィルタ５０により抽出された脈信号５４と、ＡＤコンバータ２２が出力する圧力信号５２は、信号処理部４０に入力される。信号処理部４０は、圧力信号５２及び脈信号５４とから、後述する血圧決定処理を行い、最低及び最高血圧値を決定する。決定した血圧値は主制御部３０へ通知する。

主制御部３０は、血圧計１００全体の動作を制御し、自動血圧測定を実現する。なお、図１において、主制御部３０、信号処理部４０及び脈波フィルタ５０は別個の構成として記載しているが、実際にはこれらはマイクロプロセッサ（ＣＰＵ）がこれら各部の機能を実現するための制御ソフトウェアを実行することにより所謂ソフト的に実現することができる。

表示装置６０は例えばＬＣＤのようなドットマトリックス形式のディスプレイやＬＥＤランプなどから構成され、主制御部３０の制御に従って血圧計１００の動作状態や測定結果、ガイダンスなどを例えばグラフィカルユーザインタフェース（ＧＵＩ）を用いて表示する。なお、表示装置６０に代えて、或いは加えて、スピーカやプリンタといった他の出力装置が備えられていてもよい。

記憶部７０は血圧計１００が動作するために必要な情報や、測定時に入力される情報（被測定者の情報など）、測定データなどを記憶する記憶装置であり、半導体メモリや、ハードディスクドライブを代表とする磁気記録装置等から構成される。なお、主制御部３０、信号処理部４０及び脈波フィルタ５０などをソフト的に実現する場合、ＣＰＵが実行する制御プログラムは記憶部７０に記憶される。また、記憶部７０はＣＰＵのワークエリアとしても用いられる。

また、記憶部７０は、内蔵メモリと、メモリカードリーダとの組み合わせなど、複数種の記憶装置を組み合わせて構成しても良い。

操作部８０は、例えばキーやボタン、表示装置６０に取り付けられたタッチパネルなどであり、ユーザが血圧計１００に指示を与えるために用いられる。操作部８０の操作は主制御部３０が監視している。

＜血圧決定方法＞
次に、本実施形態の血圧計における血圧決定方法について説明する。上述のように、従来のオシロメトリック式血圧計は、抽出された脈波の全区間（全拍分）の中の最大振幅を基準として血圧を決定していた。また、一方でカフの排気速度を上げると最大振幅の測定精度が低下するため、測定精度を維持しながら排気速度を上げることが困難であった。

これに対し、本実施形態の血圧計では、脈波の最大振幅を基準とせずに血圧を決定することにより、測定精度を維持しながら従来よりも高速な排気を実現するものである。以下、本実施形態における血圧決定方法について説明する。

本実施形態では、以下の式（１）で示される指標（ＰＩ値）を用いて最高血圧及び最低血圧を決定する。
●式（１）
・最低血圧検出時
ＰＩdia（ｉ）＝ＰＩdia（ｉ−１）＋Ａ（ｉ）×｛Ｐ（ｉ−１）−Ｐ（ｉ）｝
・最高血圧検出時
ＰＩsys（ｉ）＝ＰＩsys（ｉ＋１）＋Ａ（ｉ）×｛Ｐ（ｉ）−Ｐ（ｉ＋１）｝

ただし、ｉは測定データの番号であり、測定時のカフ圧が高い方から順にｉ＝１，２，３，・・・と付与される。通常であれば、最低血圧検出時のｉは測定された脈拍の番号に等しい。

Ａ（ｉ）はｉ番目の脈拍中の最大振幅を、Ｐ（ｉ）はＡ（ｉ）が観測された時点のカフ圧（ｍｍＨｇ）である。また、ＰＩdia（０）、ＰＩsys（ｉmax）ともに０とする。ｉmaxはｉの最大値である。

式（１）から明らかなように、ＰＩは各脈拍における最大振幅と、最大振幅が測定される間に変化したカフ圧を乗じた値の積分値である。ＰＩdiaはｉを１から増加させながら、ＰＩsysはｉをｉmaxから減じながら算出する。

そして、これらＰＩ値が以下の式（２）又は式（２’）の条件を満たした際のＰ（ｉ）を最低血圧及び最低血圧と決定する。
●式（２）
・最低血圧
ＰＩdia（ｉ−１）／ＰＩdia（ｉ）＞定数
あるいは
ＰＩdia（ｉ−１）／ＰＩdia（ｉ）＞｛Ｐ（ｉ）＋α｝／｛Ｐ（ｉ−１）＋α｝

・最高血圧
ＰＩsys（ｉ＋１）／ＰＩsys（ｉ）＞定数
あるいは
ＰＩsys（ｉ＋１）／ＰＩsys（ｉ）＞Ｐ（ｉ＋１）／Ｐ（ｉ）

●式（２’）
・最低血圧
ＰＩdia（ｉ−１）＞定数×ＰＩdia（ｉ）
あるいは
ＰＩdia（ｉ−１）×｛Ｐ（ｉ−１）＋α｝＞｛Ｐ（ｉ）＋α｝×ＰＩdia（ｉ）

・最高血圧
ＰＩsys（ｉ＋１）＞定数×ＰＩsys（ｉ）
あるいは
ＰＩsys（ｉ＋１）×Ｐ（ｉ）＞Ｐ（ｉ＋１）×ＰＩsys（ｉ）

式（２’）は式（２）を除算を用いずに表現したものである。コンピュータを利用した計算での誤差や処理負荷を軽減するためには、式（２’）の形式で処理した方がよい。

このように、ＰＩ値の変化率と、所定値の大小関係とに基づいて最低血圧、最高血圧を決定する。ＰＩ値の変化率と比較する所定値（不等式の右辺）を、定数とするか否かは検討の余地があるが、カフ圧の関数とした下の式を用いた方が現状においては精度の良い結果が得られている。なお、αは定数である。最低血圧についてはαを加えた方が誤差の少ない結果が得られている。

図３は、実際に測定した脈信号と圧力信号から求めた振幅Ａ（ｉ）、ＰＩdia（ｉ）、ＰＩsys（ｉ）を示す。なお、ＰＩdia（ｉ）、ＰＩsys（ｉ）はカフ圧の高い方から積分が行われるか、低い方から積分が行われるかを模式的に示している。

実際には、ＰＩdia（ｉ）は右から左に向かって（カフ圧が高い方から順に積分）、ＰＩsys（ｉ）は左から右に向かって（カフ圧が低い方から順に積分）それぞれｉが増加する。

従来の血圧決定方法では、測定中に得られた脈振幅が、測定中の脈の最大振幅に対しある割合（例えば６０％）となる圧力を、最高血圧あるいは最低血圧としていた。従って、測定中の脈振幅に含まれる誤差により誤った測定値となることがある。そのため、脈振幅の誤差を増加させる高速排気は測定値の誤差を増加させる。それに対し、本実施形態の方法では、測定中の脈の最大振幅を使用することなく、カフの圧力に対する脈振幅の積分値の変化に基づいて血圧値を決定している。そのため、各脈の振幅に含まれる誤差の影響に左右されにくく、従来の方法に対して正確さを失うことなく排気を高速化することができる。

＜血圧計の動作＞
次に、上述した方法を用いた血圧測定をどのような手順で行うかについて、図４及び図５に示すフローチャートを用いて説明する。
図４は本実施形態の血圧計の全体的な動作を説明するフローチャートである。例えば操作部８０のスタートボタン等の押下により測定動作の開始が指示されると、主制御部３０はカフ制御部２０を制御してポンプ１８によりエアバッグに給気し、カフ１０の圧力を上昇させる。そして、圧力センサ１２、ＡＤコンバータ２２を介してカフ１０の圧力を検出し、予め定めた目標圧力（駆血圧力）に達すると、ポンプ１８を停止させる（Ｓ１００）。

そして、主制御部３０は、カフ制御部２０を用いて定排弁１４を開放させ、カフ１０内のエアバッグからの排気を開始させる（Ｓ１１０）。この際、本実施形態の血圧計では、１０〜１２ｍｍＨｇ／秒程度の高速排気を行うことが可能である。

主制御部３０は定排弁１４の開放と同時に、脈波フィルタ５０及び信号処理部４０を動作させ、血圧決定処理を開始させる（Ｓ１２０）。血圧決定処理の詳細は図５を用いて後述する。血圧決定処理により正常に血圧値が決定されたら、主制御部３０はその結果を信号処理部４０から受け取り、表示装置６０に表示する（Ｓ１３０）。また、図示しないプリンタなど他の外部機器に対して測定結果を出力しても良い。

次に、図５のフローチャートを用いて、図４のステップＳ１２０で行われる血圧決定処理の詳細について説明する。
まず、Ｓ１２０１において、脈波フィルタ５０が、ＡＤコンバータ２２からの圧力信号を処理して脈信号５４を抽出する。信号処理部４０は、ＡＤコンバータ２２からの圧力信号５２と、脈波フィルタ５０からの脈信号５４とから、上述した式（１）に従ったＰＩdia（ｉ）を以下のようにして求める。

まず、Ｓ１２０３で、脈信号５４に含まれる拍毎の最大振幅(p-p)を検出し、Ａ（ｉ）として記憶部７０へ保存する。また、Ａ（ｉ）に対応する圧力値Ｐ（ｉ）を圧力信号５２から検出し、Ａ（ｉ）と対応付けて記憶部７０へ保存する。なお、信号処理部４０は、圧力信号５２と脈信号５４とを一旦記憶部７０へ保存した後、順次読み出しながらＡ（ｉ）、Ｐ（ｉ）の検出を行うようにしても良い。

次に、信号処理部４０は、Ｐ（ｉ）とＰ（ｉ＋１）の差が大きい（例えば５ｍｍＨｇを超える場合）など、必要に応じてＰ（ｉ）及びＡ（ｉ）を補間する（Ｓ１２０７）。具体的には、Ｐ（ｉ）とＰ（ｉ＋１）の中間の値を新たなＰ（ｉ＋１）として挿入し、元のＰ（ｉ＋１）はＰ（ｉ＋２）とする。以降同様に補間を行う。また、新たなＰ（ｉ＋１）に対応する新たなＡ（ｉ＋１）として、Ａ（ｉ）とＡ（ｉ＋１）の中間の値を生成する。保管した値は実測値と同様にして記憶部７０に保存する。

なお、補間を行う場合、実際には数拍分の脈信号５４と圧力信号５２を一旦記憶部７０に記憶し、圧力の高い順に並び替えてから補間処理を行うことが望ましい。なお、通常は特に並び替えを行わなくても、圧力の高い順にＡ（ｉ）、Ｐ（ｉ）が得られる。また、この並び替えは補間を行わない場合であっても実施して良い。この場合、ＰＩdia（ｉ）を求める直前に並び替えを行えばよい。

次に、信号処理部４０は、式（１）に基づいてＰＩdia（ｉ）を算出する（Ｓ１２０９）。算出に必要な値は記憶部７０から読み出して用いる。算出したＰＩdia（ｉ）を記憶部７０へ保存するとともに、式（２）又は式（２’）の最低血圧決定条件を満たすかどうか判定する（Ｓ１２１１）。

算出したＰＩdia（ｉ）が式（２）又は式（２’）の最低血圧決定条件を満たす場合には、Ｓ１２１３へ進み、Ｐ（ｉ）を最低血圧値として決定する。一方、条件を満たさない場合には、Ｓ１２０３へ戻って上述の処理を繰り返す。

Ｓ１２１３で最低血圧を決定すると、信号処理部４０は最低血圧値（又は最低血圧値が決定されたことのみ）を主制御部３０へ通知する。主制御部３０はこの通知に応じてカフ制御部２０を制御し、急排弁１６を開放させる（Ｓ１２１５）。この際、主制御部３０は通知された最低血圧値を表示装置６０へ表示しても良い。

一方、信号処理部４０は、引き続き最高血圧値の決定処理を行う。最低血圧値の決定過程において、既に最高血圧の決定に必要なＡ（ｉ）とＰ（ｉ）は算出され、記憶部７０に保存されている。そのため、信号処理部４０は、記憶部７０に保存されたＡ（ｉ）とＰ（ｉ）を、血圧値の低い方（Ａ（ｉmax）及びＰ（ｉmax））から順次読み出し、式（１）に従ってＰＩsys（ｉ）を算出する（Ｓ１２１７）。

そして、算出したＰＩsys（ｉ）を記憶部７０に保存するとともに、ＰＩsys（ｉ）が式（２）又は式（２’）の最高血圧決定条件を満たすかどうかを判定する（Ｓ１２１９）。算出したＰＩsys（ｉ）が式（２）又は式（２’）の最高血圧決定条件を満たす場合には、Ｓ１２２１へ進み、Ｐ（ｉ）を最高血圧値として決定する。一方、条件を満たさない場合には、Ｓ１２１７へ戻って次のＰＩsys（ｉ）を算出する。

Ｓ１２２１で最高血圧値が決定されたら、信号処理部４０は最高血圧値（又は最低血圧値と最高血圧値）を主制御部３０へ通知して、血圧決定処理を終了する。

なお、ここでは特に説明しなかったが、測定途中に異常（カフの圧力が異常値である、脈波が検出できない、血圧値が決定できないなど）が発生した場合には、従来の自動血圧計と同様に報知や測定中止、再測定などのエラー処理を行う。

図１に示した構成の血圧計において、以下の式（３）の特性を有するハイパスフィルタ及びローパスフィルタを用いて構成した無位相フィルタを脈波フィルタ５０とした。定排弁１４の開放によるカフ圧の排気速度を１０ｍｍＨｇ／秒、ＡＤコンバータ２２によるサンプリング周期４ｍｓ、血圧決定の条件式として、式（２’）の下の式を用いて実際に血圧測定を行った。なお、最低血圧の決定条件式中の定数αは２０とした。

（式３）

約１３００件の測定を行った結果、直接法による測定値との差は最高血圧で平均−３．６８ｍｍＨｇ、標準偏差は７．５６ｍｍＨｇであった。また、最低血圧ではそれぞれ３．２８ｍｍＨｇ、５．９ｍｍＨｇであった。自動血圧計が満たすべき規格である（米）規格協会／医療器具開発協会規格ＳＰ−１０では、平均誤差±５ｍｍＨｇ以下、標準偏差８ｍｍＨｇ以下であり、この規格を満たした測定が可能であることが確認された。

このような血圧計は、単体での使用はもとより、血圧の測定を必要とする他の医療機器に好適に組み込んで使用することが可能である。従来の血圧計における排気速度は５ｍｍＨｇ／秒程度であるのに対し、本実施形態に係る血圧計ではその２倍以上の排気速度でも測定が可能であり、被検者の負担を大幅に軽減することができる。

本発明の実施形態に係る血圧計の構成例を示すブロック図である。同一圧力信号とを無位相フィルタと従来のアナログフィルタとで処理して抽出した脈信号の例を示す図である。実施形態に係る血圧計で算出する値の実例を示す図である。実施形態に係る血圧計の全体的な処理の流れを示すフローチャートである。図４における血圧決定処理の詳細を示すフローチャートである。

Claims

被測定者に取り付けられたカフの圧力変化に基づいて血圧を測定する血圧計であって、
前記カフにより前記カフの取り付け部位を駆血した後、前記カフ内の空気を排気するカフ圧制御手段と、
前記カフの圧力変化を検出し、電気信号として出力する検出手段と、
前記電気信号から脈波信号を抽出する抽出手段と、
（１）前記脈波信号の一拍ごとの最大振幅と当該最大振幅が測定される間に変化したカフ圧を乗じた値の積分値の変化率と、
（２）所定値と、
の大小関係に基づいて、最高血圧値及び最低血圧値を算出する算出手段とを有することを特徴とする血圧計。
前記所定値が、前記最大振幅に対応するカフの圧力と、一拍前または一拍後の最大振幅に対応するカフの圧力の変化率であることを特徴とする請求項１記載の血圧計。
前記所定値が、予め定めた固定値であることを特徴とする請求項１記載の血圧計。
前記抽出手段が無位相フィルタであることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の血圧計。
請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の血圧計を備え、前記算出した最高血圧値及び最低血圧値を利用する手段を有する医療機器。