JP4906204B2 - 電子血圧計 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、カフ圧力に重畳した脈波成分に基づいて最低血圧値を測定するオシロメトリック式血圧計に関する。
【０００２】
【従来の技術】
オシロメトリック式血圧計での血圧値（最高血圧値、最低血圧値）の決定方法は、カフ下の動脈の血管内容積変化がカフ圧力（カフからの圧力信号）に重畳する脈波成分に現れているとの考えに基づくものである。そして、このようなカフ圧力に重畳した脈波成分に基づいて血圧値を決定する方法は、通常、コロトコフ音に基づいて血圧値を決定するコロトコフ音方式に対してオシロメトリック方式と呼ばれている。
【０００３】
従来のオシロメトリック式血圧計（オシロメトリック方式で血圧値の測定を行う血圧計）は、阻血部位に巻くカフを最高血圧値以上に加圧して後、カフ圧力を微速度（例えば、２〜３ｍｍＨｇ／秒）で、大気圧近くまで減圧し、この減圧過程でカフ圧力に重畳する脈波成分を抽出し、脈波成分の振幅値（脈波振幅値）に注目して、脈波振幅値の推移（カフ圧力変化に対する脈波振幅値の変化プロフィル）から最高血圧値と最低血圧値を決定するのが一般的である。
【０００４】
図１は、カフ圧力の減圧過程で、カフ圧力に脈波成分が重畳している様子を示すグラフである。このグラフには、カフ圧力の減少につれて、脈波成分の大きさや形が変化していく様子が示されている。
【０００５】
図２は、カフ圧力の減少過程での、カフ圧力に重畳する脈波振幅値の変化の様子をカフ圧力の変化と共に示した図である。カフ圧力の減圧過程で、脈波振幅値は徐々に大きくなり、最大振幅値が現れるポイントＭを経て後、脈波振幅値は徐々に減少する傾向をもつことが示されている。
【０００６】
従来のオシロメトリック式血圧計での最低血圧値の測定は、図２において、最大脈波振幅値を検出するポイントを経過後、脈波振幅値が減少する過程において、最大脈波振幅値に所定割合（例えば、６割）を掛けた値に最も近い脈波振幅値を検索し、この脈波が生じたときの近傍のカフ圧力の値を、最低血圧値と決定するものである。すなわち、ポイントＭで最大脈波振幅値ＰＡを検出して後、ポイントＭの経過後、所定の割合をα（例えば、α＝０．６）として、脈波振幅値がＴＨ＝α×ＰＡに最も近いポイントＮでのカフ圧力を最低血圧値として決定するものである。そして、このような最低血圧値の決定方法については、個々の測定での測定の誤差をできるだけ小さくするために、所定の割合であるαの値を数百人のデータによる統計的な手段にて決定するなどの改善も試みられている。
【０００７】
しかしながら、従来のオシロメトリック式血圧計の脈波振幅値の変化プロフィルによる最低血圧値の決定方法では、以下に説明するような問題点をもっていた。
【０００８】
まず、第１に、カフ下の動脈の血管内圧力変化の血管内容積変化への反映状況は、個々の測定において異なっている。
【０００９】
動脈硬化等による伸展性の小さい血管をもつ被測定者の場合には、動脈血管内圧力（以下、本明細書では、単に、血管内圧力という）がカフ圧力を越えると動脈血管内容積（以下、本明細書では、単に、血管内容積という）はかなり急峻な変化（急増）をし、一方、小児、若年者等の伸展性の大きい血管をもつ被測定者の場合には、血管内圧力がカフ圧力を越えても、前者ほど急峻な変化はしない。このため、血管の伸展性の小さい被測定者の脈波振幅値の変化プロフィルはカフ圧力が最高血圧値を過ぎると急に大きくなり、最低血圧値を過ぎると急に小さくなる変化を呈するが、最高血圧値と最低血圧値の間では変化に乏しい。一方、血管の伸展性の大きい被測定者の場合の脈波振幅値の変化プロフィルは、全体的に滑らかな変化を呈する。
【００１０】
従って、従来のオシロメトリック式血圧計のように、最大脈波振幅値に所定割合を掛けた値に最も近い脈波振幅値を探索して最低血圧値を決定する方法では、カフ圧力が最低血圧値近傍で脈波振幅値の変化傾向の異なる被測定者に対して、同じ精度で最低血圧値を測定することは難しい。
【００１１】
第２に、カフ下の血管内圧力の要素には、カフの上流側（心臓側）からの血流の拍出に伴う圧力だけでなく下流側（末梢側）からの反射による圧力が含まれており、この下流側からの反射による圧力の影響は、個々の測定によって異なっている。
【００１２】
カフ下の静脈血管はカフ圧力が約３０ｍｍＨｇをこえると圧閉されるため、測定中の減圧過程で拍出した血液はカフより下流側の血管にプ−リングされ、下流側の動脈血管内圧力は、カフによる阻血前の状態に回復する(近づく)ように、徐々に上昇していく。減圧過程でのカフ圧力が最高血圧値と最低血圧値の中間近傍（最大脈波振幅値の脈波成分が得られる辺り）にあるときには、下流側の血管内圧力の回復状況により、過渡的現象として一時的に、拍動の周期のあるタイミングでカフ圧力より下流側の血管内圧力が高くなる現象が生じて、上流側からの血流の拍出による圧力変化が反射される。そして、この反射された圧力変化が、上流側からの血流の拍出に伴う圧力変化とカフ下で重なって、カフ下では、反射の影響を受けた血管内圧力変化が現れる。このため、カフ下で検出される脈波成分の振幅値にも反射の影響が現れる。検出される脈波成分の振幅値への反射の影響は、下流側の血管内圧力がカフ圧力より高くなるタイミングとカフ下での反射によらない血管内圧力変化（上流側からの血流の拍出に伴う直接の圧力変化）が最大となる（血管内圧力変化の波形にピークの生じる）タイミングの位相差に依存する。すなわち、減圧過程で、下流側の血管内圧力がカフ圧力より高くなるタイミングとカフ下の反射によらない血管内圧力変化（１拍内）の波形にピークの生じるタイミングが重なる位相差が０となるポイント（減圧過程の経過時間の中での位置）で、脈波成分の振幅値は反射の影響を最も受ける。
【００１３】
そして、この反射の影響を最も受けるポイントは、被測定者の血管の伸展性、血圧値（最高血圧値、最低血圧値）、脈拍数等や減圧速度に関連する下流側の血管内圧力の回復の速さによって決まる。
【００１４】
最大脈波振幅値に注目すると、最大脈波振幅値をもつ脈波成分が減圧過程で出現するポイントが、前述の２つのタイミングが重なる位相差０のポイント（反射の影響を最も受けるポイント）に一致するときに、最大脈波振幅値は反射の影響を最も受けるものである。そして、一般に、最大脈波振幅値の受ける反射の影響は、最大脈波振幅値をもつ脈波成分の出現するポイントと下流側の血管内圧力の反射の影響を最も受けるポイントとの位置関係に依存する。こうして、最大脈波振幅値の受ける反射の影響は、下流側の血管内圧力の回復の速さによって決まる反射の影響を最も受けるポイントに依存することから、下流側の血管内圧力の回復の速さに依存している。
【００１５】
尚、カフ圧力が最低血圧値の近傍になるときは、カフの下流側の血管内圧力はカフによる阻血前の状態に充分に回復しているので、下流側の血管内圧力による反射の影響は実質的になくなる。
【００１６】
こうして、最大脈波振幅値は、カフの下流側の血管内圧力の回復の速さに依存する異なる反射の影響を受ける一方、最低血圧値のポイントでの脈波振幅値は、この反射の影響を受けないことから、従来のオシロメトリック式血圧計のような、最大脈波振幅値に所定割合を掛けた値に最も近い脈波振幅値を探索して最低血圧値を決定する方法では、常に正しい最低血圧値を得ることは難しい。
【００１７】
第３に、カフ下の血管内容積変化の脈波成分としての検出にはカフの弾性（コンプライアンス）特性が関係しているが、この特性が、カフ圧力が最低血圧値近傍になるとき、個々の測定で異なっている。
【００１８】
カフ圧力が高いときに比べてカフ圧力が低いときは、カフ下の血管内容積の変化に対するカフ内圧力の変化は小さくなる。特に、カフ圧力が約５０ｍｍＨｇ以下になると急峻に血管内容積の変化に対するカフ内圧力の変化は小さくなる。
【００１９】
このため、最低血圧値が低い被測定者の場合には、最低血圧値が高い被測定者の場合に比べて、カフ圧力が最低血圧値の近傍になったときの脈波振幅値は、最大脈波振幅値に対して、相対的に小さく測定され、従来のオシロメトリック式血圧計のような、最大脈波振幅値に所定割合を掛けた値に最も近い脈波振幅値を探索して最低血圧値を決定する方法では、正しい最低血圧値を得ることが難しい。
【００２０】
図３の（ａ）（ｂ）には、それぞれ、図２の最大脈波振幅値の出現するポイントＭの近くの脈波成分と、最低血圧値の低い被測定者の最低血圧値の検出されるポイントＮの近くで検出される脈波成分を模式的に図示している。
【００２１】
図３（ａ）に示されるように、最大脈波振幅値が得られるポイントの近くで検出される脈波成分ＰＷは、カフの上流側の血液の拍出に伴う直接の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１とカフより末梢（下流）側の血管からの反射による圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ２の合成されたものとして検出される。ここでは、検出される脈波振幅値が、反射による圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ２があることにより、カフ下の上流側からの血液の拍出に伴う直接の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１だけの場合よりも、大きくなっている。
【００２２】
また、図３（ｂ）に示されるように、最低血圧値が低い被測定者の最低血圧値の検出されるポイントの近くで検出される脈波成分ＰＷは、カフより末梢（下流）側の血管からの反射による圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ２はなく、カフの上流側からの血液の拍出に伴う直接の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１だけではあるが、カフの弾性（コンプライアンス）特性により、実際の圧力変化（血管内容積変化）を反映する波形成分Ｗ１よりも小さい脈波振幅値をもつ脈波成分ＰＷが検出される。
【００２３】
以上のように、従来のオシロメトリック式血圧計での最低血圧値の決定方法では、カフ下の血管内圧力変化から血管内容積変化への反映状況や、カフ下の血管内圧力変化への反射の影響や、カフの弾性（コンプライアンス）の影響について十分に考慮されていないことから、正確な最低血圧値の測定は難しかった。
【００２４】
すなわち、従来のオシロメトリック式血圧計では、最低血圧値のポイントでの脈波振幅値と最大振幅値の割合は、被測定者の個体差や測定条件（減圧速度等）により異なることから、一義的に決められないにもかかわらず、一義的に決めた割合を用いるために、個々の測定において誤差を生じるという問題があった。
【００２５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、最低血圧値のポイントでの脈波振幅値と最大振幅値の割合を用いるなど、カフ圧力に重畳する脈波振幅値の変化プロフィルに依存することなく、正確に、最低血圧値を測定できる電子血圧計を提供することにある。そして、被測定者の個体差や測定条件による影響を小さくして、精度よく最低血圧値を測定できる電子血圧計を提供することにある。
【００２６】
【課題を解決するための手段】
この目的を達成するために、本発明者は、カフ圧力に重畳する脈波成分の解析について、研究を重ねた結果、最低血圧値の近傍での脈波成分に特有の特徴を見出すことができた。
【００２７】
この知見に基づいて、上記目的は、脈波振幅値の変化プロフィルに依存することのない下記の（１）〜（４）の発明により達せられている。
（１）血管を圧迫するカフを有し、カフ圧力の減圧過程で前記カフ圧力に重畳する脈波成分に基づいて最低血圧値を決定する電子血圧計において、脈波成分のピ−ク点と前記ピーク点に先行して生じるボトム点との間で、脈波成分の最大勾配点を検出し、前記ピーク点に先行して生じるボトム点あるいは前記ピーク点に遅れて生じるボトム点の前記最大勾配点からの変位に基づいて、最低血圧値を決定することを特徴とする電子血圧計。
（２）前記ピーク点に先行して生じるボトム点と前記最大勾配点との出現の位相差を用いて、最低血圧値を決定することを特徴とする（１）に記載の電子血圧計。
（３）前記ピーク点に先行して生じるボトム点と前記最大勾配点との出現の時間差を用いて、最低血圧値を決定することを特徴とする（１）に記載の電子血圧計。
（４）前記カフは、血管阻血用の大カフと脈波検出用の小カフからなり、前記大カフと前記小カフが流体抵抗を介して接続されていることを特徴とする（１）ないし（３）のいずれかに記載の電子血圧計。
【００２８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の電子血圧計を、好適実施例に基づいて、原理的な内容と共に説明する。
〈カフの圧迫力と脈波成分〉
図４は、本発明の実施例のカフを上腕１０１に捲いたときの腕の長手方向（上腕の延びる方向）の断面図である。本実施例のカフは、血管阻血用の大カフ（第１のカフ）１と脈波検出用の小カフ（第２のカフ）２からなるダブルカフである。図４では、加圧された血管阻血用の大カフ１により血管１００はＱの部分で阻血され、上流側１００ａから下流側１００ｂへの血流が抑えられている様子が示されている。
【００２９】
大カフ１により腕を圧拍する力は、カフの幅方向の中央部（図のＡの部分）で最も強く、両端に近くなるに従い弱くなり、両端ではほぼ０となる。小カフ２は、このカフの幅方向の中央部（図のＡの部分）に設けられることで、この部分での血管内圧力変化（血管内容積変化）を最もよく捉える。尚、本願明細書で述べる「カフ圧力」は、カフ内の圧力を意味するが、実質的には、カフの幅方向の中央部（図のＡの部分）での腕の圧迫力と等しいことから、カフの幅方向の中央部（図のＡの部分）下の血管へ加えられるカフからの圧力でもある。
【００３０】
脈波検出用の小カフ２により検出されるカフ圧力に重畳する脈波成分は、既に述べたように、カフの上流側からの血流の拍出に伴う直接の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１（以下、Ｗ１波形という）とカフの下流側の血管からの反射による圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ２（以下、Ｗ２波形という）に分けられるが、このうち、Ｗ１波形は、便宜上、カフの幅方向の中央部、すなわち、図４のＡの部分（以下、単に、カフ中央部Ａという）の下の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１−Ａ（以下、Ｗ１−Ａ波形という）とカフの幅方向の上流部、すなわち、図４のＢの部分（以下、単に、カフ上流部Ｂという）の下の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１−Ｂ（以下、Ｗ１−Ｂ波形という）とカフの幅方向の下流部、すなわち、図４のＣの部分（以下、単に、カフ下流部Ｃという）の下の血管内容積変化に由来する波形成分Ｗ１−Ｃ（以下、Ｗ１−Ｃ波形という）に分けて考えることができる。
〈脈波成分を構成する各波形の性質〉
図５は、Ｗ１波形がＷ１−Ａ波形とＷ１−Ｂ波形とＷ１−Ｃ波形から合成され、更に、Ｗ２波形と合成されて脈波成分ＰＷができている状態を模式的に示している。この図示した脈波成分ＰＷは、減圧過程でのカフ圧力が最高血圧値から最低血圧値の間にある場合の代表的なものである。減圧過程でのカフ圧力が最高血圧値から最低血圧値までの間では、カフ中央部Ａに血流が流れ込み、カフよりも下流側の血管に血流を拍出する現象がみられる。そして、この場合、下流側の血管への血流の拍出に伴うカフ中央部Ａ下での血管内容積変化に由来するＷ１−Ａ波形とカフ下流部Ｃ下での血管内容積変化に由来するＷ１−Ｃ波形が、カフ上流部Ｂ下に流れ込む血流による血管内容積変化に由来するＷ１−Ｂ波形と、時間の遅れ、すなわち、時間差をもって重なりＷ１波形を形成し、更に、それに、下流側からの反射によるＷ２波形が、時間差をもって重なり、カフ圧力に重畳した脈波成分ＰＷが形成される。
【００３１】
ここで、脈波検出用の小カフ２は、カフ中央部Ａに取り付けられていることから、Ｗ１−Ｂ波形とＷ１−Ｃ波形に比べて、Ｗ１−Ａ波形を最も感知しやすい。従って、Ｗ１−Ａ波形の特徴は、Ｗ１−Ｂ波形とＷ１−Ｃ波形の特徴に比べて、Ｗ１波形の形状に大きく反映する。
【００３２】
Ｗ１−Ｂ波形は、カフ上流部Ｂ下での血管内容積変化を示すが、上流部Ｂは中央部Ａと下流部Ｃに比べて上流側（心臓側）に位置することから、Ｗ１−Ａ波形やＷ１−Ｃ波形よりも早く出現し、Ｗ１波形の立ち上がりの形状に反映される。また、Ｗ１−Ｃ波形については、カフ下流部Ｃ下での血管内容積変化を示すが、下流部Ｃは中央部Ａの下流側に位置し、下流部Ｃのカフの圧迫力は中央部Ａのカフの圧迫力よりも小さいことから、下流部Ｃ下の血管の開閉は中央部Ａ下の血管の開閉にほぼ同期しており、Ｗ１−Ａ波形とＷ１−Ｃ波形の出現の時間差は実質的にない。
【００３３】
Ｗ２波形は、上流からの血流の拍出に対するカフの下流側の血管からの反射であるから、下流側の血管内圧力がカフ圧力より高くなるタイミングによってピークの出現はＷ１波形のピークの出現より遅れる場合も進む場合もあるが、図５では、Ｗ２波形のピークの出現がＷ１波形のピークの出現より遅れる場合が示されている。一般に、Ｗ２波形の形状の脈波成分の全体形状への反映は、Ｗ１波形（Ｗ１−Ａ波形とＷ１−Ｂ波形とＷ１−Ｃ波形の合成波形）の形状の反映よりも小さい。また、減圧過程でのカフ圧力が最低血圧値の近傍では、カフ下流側の血管内圧力はカフによる阻血前の状態に充分に回復しているので、下流側の血管からの反射は実質的になくなる。従って、カフ圧力が最低血圧値の近傍で検出される脈波成分では、実質的に、Ｗ２波形は消滅している。
〈Ｗ１−Ａ波形の特徴〉
次に、Ｗ１−Ａ波形の特徴について、詳しく述べる。
【００３４】
図６は、カフ中央部Ａ下の血管内容積変化に由来するＷ１−Ａ波形が、カフ圧力の減圧過程で生じて、変化していく様子を模式的に示す図である。
【００３５】
グラフ１では、横軸は、カフ圧力を一定の減圧速度で減圧していく場合の経過時間を表し、縦軸は、血管内外圧差（血管内圧力−カフ圧力）を表し、観血波形（血管内圧力変化）を三角形波形で簡略化した場合に基づいて、経過時間の各時点での観血波形（血管内圧力変化）に由来するカフ中央部Ａ下の血管内外圧差の変化（観血波形と同じ三角形波形）を表わしている。
【００３６】
また、グラフ１の上側に、縦軸を血管内容積として、血管内外圧差の変化に応じて生じる各時点の血管内容積の変化がグラフ２として表されている。血管内外圧差の縦軸の左側には、血管内外圧差の変化（グラフ１）を血管内容積の変化（グラフ２）に変換する血管内外圧差−血管内容積の関係が、横軸を血管内容積としたグラフ３として表されている。
【００３７】
グラフ３の血管内外圧差−血管内容積の関係については、血管内容積が血管内外圧差が０の近傍で急変（急増加もしくは急減少）する傾向に注目して、簡略化した関係を仮定している。すなわち、血管内外圧差の増減する過程での血管が完全に閉じた状態（血管内容積０）と完全に開いた状態（血管内容積Ｖｍａｘ）の間の変化を、血管内容積がＶ０とＶ１の点で２つの折れ部をもち、Ｖ０とＶ１の間の急勾配の部分とＶ０以下とＶ１以上の緩やかな勾配の部分の直線からなる折れ線で表わしている。
【００３８】
これは、血管内外圧差が０の位置では、血管は自重によりつぶれた状態（血管内容積Ｖ０）であるが、この位置から血管内外圧差が正の値に変化すると急に血管内容積が増大し、血管が十分に開いた状態（血管内容積Ｖ１）に達し、その後は、血管内外圧差の変化に対して、緩やかに増大する（最大の血管内容積Ｖｍａｘに向かう）傾向と、血管内外圧差が０の位置から負の値に変化すると、血管内容積は緩やかに減少していく（血管内容積０に向う）傾向を示している。尚、グラフ３では、血管内容積がＶ０とＶ１の間の急勾配の部分は直線で近似されているため血管内容積の変化の割合はこの間では同じとなっているが、実際には、血管内外圧差が０の位置（血管内容積Ｖ０の位置）での変化の割合が最大となっている。
【００３９】
このような血管内容積が血管内外圧差が０の近傍で急変（急増加）する傾向の程度は、被測定者の血管の伸展性の大きさに依存するものであるが、傾向自体は、一般化できるものと考えられる。
【００４０】
グラフ１では、カフ圧力の減圧過程（経過時間）の中で、ａはカフ圧力が最高血圧値に等しい時点、ｂはカフ圧力が最高血圧値と最低血圧値のほぼ中央に位置する時点、ｃはカフ圧力が最低血圧値に等しい時点での、カフ中央部Ａ下の血管内外圧差の変化（三角形波形）を示している。
【００４１】
経過時間の各時点での血管内外圧差の変化（三角形波形）ａ、ｂ、ｃの各頂点（ピーク点）は、観血波形（血管内圧力変化）での最高血圧値の部分（すなわち、心臓の拡張期初期）に由来するものであり、下向き頂点（ボトム点）は、観血波形（血管内圧力変化）での最低血圧値の部分（すなわち、心臓の収縮期初期）に由来するものである。
【００４２】
これらグラフ１のａ、ｂ、ｃの血管内外圧差の変化をグラフ３の血管内外圧差−血管内容積の関係を用いて、血管内容積の変化に変換したものが、グラフ２の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）で示されている。（ａ）、（ｂ）、（ｃ）には、心臓の収縮期初期の位置（前後２箇所）を白丸で示している。これは、観血波形（血管内圧力変化）の下向き頂点（ボトム点）に対応している。そして、この心臓の収縮期初期の位置（前後２箇所）の間に示される波形（太線で表示）が、Ｗ１−Ａ波形である。
【００４３】
すなわち、グラフ２に、Ｗ１−Ａ波形が、カフ圧力の減圧過程（経過時間）の各時点で変化していく様子が示される。
【００４４】
（ｂ）、（ｃ）のＷ１−Ａ波形（血管内容積変化）の中では、ピーク点に先行して血管内外圧差が０となる位置をドットで示している。（ａ）のＷ１−Ａ波形（血管内容積変化）では、ピーク点が、血管内外圧差が０の位置に対応しており、この位置をドットで示している。（ａ）、（ｂ）、（ｃ）のドットで示されている血管内外圧差が０の位置は、実際には、血管内容積が急増加（急上昇）する部分（波形の前半での最大勾配点）となる。
【００４５】
更に、（ａ）、（ｂ）、（ｃ）のＷ１−Ａ波形の中では、ピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置もドットで示している。このＷ１−Ａ波形のピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置は、実際の脈波成分の下向きピーク点（ボトム点）の位置にほぼ等しいことが知られている。従って、以下、Ｗ１−Ａ波形のピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置を、Ｗ１−Ａ波形のボトム点と呼ぶ。
【００４６】
グラフ２では、Ｗ１−Ａ波形で血管内容積が急上昇する部分（波形の前半での最大勾配点）［ドットで示した血管内外圧差が０となる位置］が、Ｗ１−Ａ波形に先行する心臓収縮期初期の位置から遅れる時間（時間差）をｔ１で示し、また、Ｗ１−Ａ波形のボトム点が次の心臓収縮期初期の位置から進む時間（時間差）をｔ２で示し、脈波成分の一周期をＴで示している。ここで、脈波成分の周期Ｔは、測定の期間中、実質的に一定である。また、Ｗ１−Ａ波形のボトム点の血管内容積が急上昇する部分（波形の前半での最大勾配点）から下方の変位をＨで示している。
【００４７】
遅れの時間（時間差）ｔ１と 進みの時間（時間差）ｔ２の和をｔする。（ｔ＝ｔ１+ｔ２）連続して生じるＷ１−Ａ波形のｔ１とｔ２はほとんど同じであることを考えると、ｔは、注目するＷ１−Ａ波形の急上昇する部分（前半での最大勾配点）の先行するＷ１−Ａ波形のボトム点からの遅れの時間（時間差）、すなわち、最大勾配点の先行する（Ｗ１−Ａ波形の）ボトム点からの出現の時間差を示すと考えられる。
【００４８】
グラフ２の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示されるように、時間差ｔ１と時間差ｔ２は、カフ圧力が最高血圧値から最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。すなわち、最大勾配点の先行するボトム点からの出現の時間差ｔは、カフ圧力が最高血圧値から最低血圧値に近づくにつれて小さくなっている。脈波成分の周期Ｔは、測定の期間中、実質的に一定であることから、最大勾配点の先行するボトム点からの出現の位相差２π（ｔ／Ｔ）も、同様に、カフ圧力が最高血圧値から最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。
【００４９】
そして、グラフ２の（ｃ）にみるように、カフ圧力が最低血圧値に等しくなる時点においては、この簡略化したグラフのもとでは、Ｗ１−Ａ波形の先行するボトム点と最大勾配点（急上昇点）と心臓収縮期初期が同時に生じ、ｔ１＝０，ｔ２＝０であり、ｔ＝０となっている。
【００５０】
更に、グラフ２の（ｂ）、（ｃ）からは、Ｗ１−Ａ波形のボトム点の最大勾配点（急上昇点）からの下方変位Ｈは、カフ圧力が最低血圧値に近づくと小さくなることも示されている。そして、（ｃ）にみるように、カフ圧力が最低血圧値に等しくなる時点においては、この簡略化したグラフのもとでは、Ｗ１−Ａ波形のボトム点の位置と最大勾配点の位置が一致して、Ｈ＝０（変位がなくなる）となっている。
【００５１】
これらのことから、実際のＷ１−Ａ波形については、次の２つの特徴（１）’（２）’を見出すことができる。
（１）’Ｗ１−Ａ波形の急峻な上昇部分（最大勾配点）のボトム点からの遅れ（時間差ｔもしくは位相差２π（ｔ／Ｔ））は、カフ圧力が最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。
（２）’Ｗ１−Ａ波形の急峻な上昇部分（最大勾配点）からのボトム点の変位Ｈはカフ圧力が最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。
〈脈波成分の特徴〉
以上、脈波成分ＰＷを部分波形に分けて、Ｗ１−Ａ波形についての簡略化した検討内容を示したが、実際には、脈波成分ＰＷは、Ｗ１−Ａ波形やＷ１−Ｂ波形などに分離されることなく１つの脈波成分として、脈波検出用小カフ２で検出されるものである。
【００５２】
しかし、既に述べたとおり、Ｗ１−Ｂ波形がＷ１波形の立ち上がり部分に反映されるもののＷ１−Ａ波形は、カフ圧力に重畳される脈波成分のＷ１波形の形状を大きく反映している。更に、脈波成分のＷ２波形は、一般にＷ１波形より小さく、カフ圧力が最低血圧値の近傍では消滅している。
【００５３】
従って、検出される脈波成分の特徴についても、〈Ｗ１−Ａ波形の特徴〉での検討内容と同様に、次の２つの特徴を見出すことができる。
（１）脈波成分の急峻な上昇部分（最大勾配点）のボトム点からの遅れ（時間差ｔもしくは位相差２π（ｔ／Ｔ））は、カフ圧力が最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。
（２）脈波成分の急峻な上昇部分（最大勾配点）からのボトム点の変位Ｈはカフ圧力が最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。
【００５４】
図７の（Ｂ）、（Ｃ）の波形は、図６の（ｂ）、（ｃ）が得られる各時点、すなわち、カフ圧力が最高血圧値と最低血圧値の間の時点、最低血圧値の時点で、実際に検出されたカフ圧力に重畳されていた脈波成分である。各脈波成分には、前半部分の急峻な上昇部分（最大勾配点）Ｕｍと、ピーク点Ｐｅとピーク点Ｐｅに先行もしくは遅れて生じる２つのボトム点Ｂ１、Ｂ２が示されている。更に、図には、最大勾配点Ｕｍのボトム点Ｂ１からの時間差ｔ、周期Ｔ、ボトム点Ｂ２の最大勾配点（急上昇点）Ｕｍからの下方の変位Ｈが示されている。尚、ボトム点Ｂ１は、先行して生じる脈波成分のピーク点に遅れて生じるボトム点Ｂ２でもあり、連続して生じる脈波成分はほとんど同じ形であることから、注目する脈波成分のボトム点Ｂ２の最大勾配点（急上昇点）Ｕｍからの変位は、ボトム点Ｂ１の最大勾配点（急上昇点）Ｕｍからの変位とほとんど同じである。
【００５５】
前述の特徴（１）（２）の通り、最低血圧値の時点では、時間差ｔ（位相差２π（ｔ／Ｔ））と変位Ｈが、最高血圧値と最低血圧値の間の時点よりも、小さくなっている様子が見られる。
〈最低血圧値の測定〉
脈波成分の特徴（１）（２）に基づき、本願発明者は、最低血圧値の測定方法として、以下の２つの妥当性を確認した。
［１］脈波成分のピーク点に先行して生じるボトム点と最大勾配点（急上昇点）の出現の位相差が所定の閾値より小さくなる時点のカフ圧力を最低血圧値とする。
［２］脈波成分のピーク点に先行もしくは遅れて生じるボトム点の最大勾配点（急上昇点）からの変位が所定の閾値より小さくなる時点のカフ圧力を最低血圧値とする。
【００５６】
［１］［２］での脈波成分のボトム点や最大勾配点（急上昇点）は、個々の脈波成分の中で検出されるものである。また、［１］［２］での所定の閾値は、検出される脈波の信号処理過程でのノイズ等を考慮して設定される。この信号処理過程でのノイズ等への個体差や減圧速度等の測定条件による影響は小さい。そして、［１］［２］の最低血圧値の測定方法は、従来のオシロメトリック式血圧計のように、被測定者の個体差や測定条件（減圧速度等）の影響の大きいパラメータ（最低血圧値のポイントでの脈波振幅値と最大脈波振幅値の割合等）を用いるカフ圧力の減圧過程の脈波振幅値の変化プロフィルを扱う必要はない。このことから、［１］［２］の最低血圧値の測定方法により、個体差や測定条件（減圧速度等）によるバラツキを小さくして、正確な最低血圧値の測定が実現できる。
【００５７】
本願発明は、上記［２］の最低血圧値の測定方法に基づくものである。
〈実施例〉
以下、本願発明の好適実施例について、詳しく述べる。
【００５８】
図８は、本発明の実施例の電子血圧計のエア−系と測定系を示すブロック図である。
【００５９】
血管阻血用の大カフ１はチュ−ブ１１を介して加圧ポンプ３と減圧制御バルブ（電磁弁）４に接続されている。また、大カフ１は、流体抵抗１３を介して圧力センサ５に接続している。また、脈波検出用の小カフ２は大カフ１のほぼ中央に位置し、チュ−ブ１２を介して圧力センサ５に接続している。これらのダブルカフを用いる血圧測定については、同一出願人による先願、特開２０００−７９１０１号に詳述されている。
【００６０】
脈波検出用の小カフ２は、血管阻血用の大カフ１のカフ中央部に設けられており、カフ中央部の血管内容積変化を最もよく捉える。また、小カフ２は、脈波振動の拡散による脈波成分の減少を少なくするために、できるだけ、小さいものとなっている。流体抵抗１３は、大カフ１より検出される脈波成分を低減もしくは遮断するためのメカニカルフィルタであり、これにより小カフ２でカフ下の血管内容積変化を正確にとらえることができる。
【００６１】
圧力センサ５としては半導体圧力ゲ−ジを使用したダイヤフラムタイプの圧力−電気変換器等が使用される。
【００６２】
圧力センサ５の出力信号（圧力信号）は増幅器６で増幅され、ロ−パスフィルタ７を介して、Ａ／Ｄ変換器（コンバータ）８でデジタル変換されＣＰＵ９に入力される。ロ−パスフィルタ７では、出力信号の周波数帯域を制限し、バルブ制御ノイズ等の不要高周波ノイズをカットしている。カットオフ周波数は１０〜３０Ｈｚに設定されている。
【００６３】
加圧ポンプ３および減圧制御バルブ（電磁弁）４は、ＣＰＵ９により制御される。特に、減圧制御バルブ（電磁弁）４は、ＣＰＵ９からのＰＷＭ信号（オン・オフのパルス信号）により、開閉が制御（ＰＷＭ制御）され、完全「閉」から完全「開」まで、ＰＷＭ信号のＤｕｔｙをかえることにより、開口オリフィス面積を連続的に制御される。
【００６４】
更に、ＣＰＵ９は、Ａ／Ｄ変換器（コンバータ）８からデジタルに変換した圧力信号（カフ圧信号）を周期的に取り込み、カフ圧信号からそれに重畳している脈波信号（脈波成分）を分離して、この脈波信号とカフ圧（信号）から最高血圧値と最低血圧値を決定する機能を備えている。最高血圧値の決定は、本発明では、特に限定されるものではないが、本実施例では、同一出願人による先願、特開２０００−２８７９４５号に記載されている、脈波成分のピーク情報を用いて決定される。また、最低血圧値は、前述の通り、脈波成分のピーク点に先行して生じるボトム点とピーク点の間で最大勾配点（傾き最大の点）を検出し、ピーク点に先行もしくは遅れて生じるボトム点のこの最大勾配点からの変位を算出して、この変位に基づいて決定される。
【００６５】
また、ＣＰＵ９では、このようにして決定された最高血圧値と最低血圧値を表示用ＬＣＤ１０に表示する機能をも備える。
【００６６】
図９は、本発明に実施例の電子血圧計の具体的な処理動作の概略を示すフロ−チャ−トである。
【００６７】
電子血圧計の測定の開始ＳＷ（スイッチ）をＯＮする（ＳＴ１）と減圧制御バルブ４が完全「閉」（ＳＴ２）となり、ＣＰＵ９の制御により、加圧ポンプ３の駆動が開始（ＯＮ）される（ＳＴ３）。加圧ポンプ３が駆動されるとカフ圧力の読み込みが開始され（ＳＴ４）、読み込んだカフ圧力があらかじめ設定された最高血圧値より十分に高い圧力値（設定圧力）になったか否か判断される（ＳＴ５）。カフ圧力が設定圧力になるまで、加圧ポンプは駆動され、カフ圧力が設定圧力になると加圧ポンプ３の駆動が停止（ＯＦＦ）される（ＳＴ６）。
【００６８】
その後、減圧制御バルブ４のＣＰＵ９の制御により、微速排気をスタートさせることで、所定の減圧速度（例えば、２〜３ｍｍＨｇ／秒）で微速減圧が開始される（ＳＴ７）。この減圧過程で、ＣＰＵ９により、カフ圧力が所定の時間間隔毎（サンプリング時間毎）に読み込まれ（ＳＴ８）、カフ圧力に重畳している脈波成分が抽出される（ＳＴ９）。そして、まず、抽出される脈波成分よりピーク情報が検出され、ピーク情報に基づいて最高血圧値を決定され（ＳＴ１０）。次に、更に、継続してカフ圧力の減圧過程で、カフ圧力が読み込まれ（ＳＴ１１）、脈波成分が抽出されて（Ｓ１２）、脈波成分を抽出して最低血圧値が決定される（Ｓ１３）。
【００６９】
最低血圧値の決定の後は、減圧制御バルブを全開（完全「開」）にしてカフ圧力を大気圧に戻す（ＳＴ１４）。そして、ＣＰＵ９の制御により、記憶した最高血圧値と最低血圧値をＬＣＤ１０に表示する（ＳＴ１５）。
【００７０】
図１０は、図９のＳ１１からＳ１３までの破線で囲んだ部分についての最低血圧値の決定のＣＰＵの処理動作を、より詳細なフローチャートで示したものである。
【００７１】
カフ圧力Ｐは、最高血圧値の決定後も、所定の時間間隔毎（サンプリング時間毎）に検出して（ＳＴ１００）、カフ圧力に重畳している脈波成分（図７の脈波成分の図を参照）を抽出する（ＳＴ１０１）。脈波成分からは、連続するボトム点Ｂ１，Ｂ２とその間のピーク点Ｐｅを検出して（ＳＴ１０２、ＳＴ１０３、ＳＴ１０４）、そのボトム点Ｂ１（ピーク点に先行して生じるボトム点）とピーク点Ｐｅとの間、すなわち、脈波成分の前半部分で、最大勾配を有する点（最大勾配点）Ｕｍを検出する（ＳＴ１０５）。そして、最大勾配を有する点（最大勾配点）Ｕｍからのボトム点Ｂ２の変位Ｈを算出する（ＳＴ１０６）。その後、この変位Ｈが所定の閾値ｈより小さくなったとき（ＳＴ１０７での比較）、その時点でのカフ圧力Ｐを最低血圧値として決定する（ＳＴ１０８）。変位Ｈが所定の閾値ｈ以上のときは（ＳＴ１０７での比較）、更に減圧されたカフ圧力に重畳される次の脈波成分について、同様の処理を順次行い、最低血圧値を決定するものである。
【００７２】
尚、既に説明したように、ボトム点Ｂ１とボトム点Ｂ２の変位はほとんど同じであることから、ＳＴ１０６を最大勾配点Ｕｍからのボトム点Ｂ１の変位Ｈ’を算出するステップに置きかえ、ＳＴ１０７を変位Ｈ’と閾値ｈとの比較のステップに置きかえることもできる。
【００７３】
図１１は、図９のＳ１１からＳ１３までの破線で囲んだ部分について、別の実施例での最低血圧値の決定のＣＰＵの処理動作を、より詳細なフローチャートで示したものである。
【００７４】
図１０のフローチャートと異なる部分は、ＳＴ１０７とＳＴ１０８の間に、破線で囲んだ部分のステップＳＴ２００からＳＴ２０３を設けた点であり、その他については、図１０のフローチャートと同じである。
【００７５】
ＳＴ２００からＳＴ２０３は、〈最低血圧値の測定〉で記した［１］の最低血圧値の測定方法に基づくものである。
【００７６】
すなわち、まず、ボトム点Ｂ１と最大勾配を有する点（最大勾配点）Ｕｍの出現の時間差ｔを算出する（ＳＴ２００）。次に、ボトム点Ｂ１とボトム点Ｂ２の出現の時間間隔Ｔを求めて（ＳＴ２０１）、出現の位相差（ｔ／Ｔ）を算出する（ＳＴ２０２）。ここで、ボトム点Ｂ２は次の脈波成分のボトム点Ｂ１になることから、時間間隔Ｔは、脈波間隔でもあり、また、脈拍周期でもある。このように、時間差ｔを直接扱う代わりに、位相差（ｔ／Ｔ）を扱うことで、被測定者による測定のバラツキを更になくすることができる。
【００７７】
尚、一般に、位相差は、２π（ｔ／Ｔ）と表現されるが、２πは本実施例の計算で実質的な意味を持たないことから、本実施例では、ｔ／Ｔを位相差と呼び、この値を算出している。
【００７８】
ＳＴ２０３では、位相差（ｔ／Ｔ）を所定の閾値ｋと比較し、この位相差（ｔ／Ｔ）が所定の閾値ｋより小さくなったとき、その時点でのカフ圧力Ｐを最低血圧値として決定する（ＳＴ１０８）。位相差（ｔ／Ｔ）が所定の閾値ｋ以上のときは、ＳＴ１００に戻って、更に減圧されたカフ圧力に重畳される次の脈波成分を抽出し（ＳＴ１０１）、ＳＴ１０２〜ＳＴ１０７、ＳＴ２００〜ＳＴ２０３の一連の処理を順次行い、最低血圧値を決定するものである。
【００７９】
この図１１のフローチャートで示される実施例では、〈最低血圧値の測定〉で記した［１］の最低血圧値の測定方法と［２］の最低血圧値の測定方法の２つの測定方法で最低血圧値であることが確認（ＳＴ１０７、ＳＴ２０３）されてはじめて、最低血圧値（ＳＴ１０８）を決定することから、最低血圧値の決定の精度が更によい。
【００８０】
以上、本発明の電子血圧計の好適実施例を説明したが、本発明はこれらに限定されるものではない。
【００８１】
【発明の効果】
以上説明してきたように本発明の電子血圧計では、カフ圧力の減圧過程でカフ圧力に重畳する脈波成分の脈波振幅値の変化プロフィルを用いないで、脈波成分のピ−ク点に先行して生じるボトム点からピーク点までの間の最大勾配点からのボトム点の変位に基づいて最低血圧値を決定するので、血管の伸展性、脈圧（＝最高血圧−最低血圧）の大きさ、脈拍数等の個人差や減圧速度等の測定条件による測定値のバラツキを小さくすることができ、精度よく最低血圧値を測定することができる。
【００８２】
また、脈波成分のピーク点に先行して生じるボトム点と前記最大勾配点との出現の位相差（時間差）を用いて最低血圧値を決定するので、より精度よく最低血圧値を測定することができる。
【００８３】
更に、カフが血管阻血用の大カフと脈波検出用の小カフからなり、大カフと小カフが流体抵抗を介して接続されていることから、脈波成分を正確にとらえることができ、安定して精度よく最低血圧値を測定することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】カフ圧力の減圧過程で、カフ圧力に脈波成分が重畳している様子を示す図である。
【図２】カフ圧力の減圧過程で、カフ圧力に重畳する脈波の振幅値の変化の様子を示す図である。
【図３】（ａ）（ｂ）は、それぞれ、図２の最大脈波振幅値の出現するポイントの近くの脈波成分とカフ圧力が最低血圧値に等しいポイントの近くの脈波成分を模式的に示す図である。
【図４】本発明の実施例のカフを上腕に捲いて、カフを加圧したときの腕の長手方向の断面図である。
【図５】脈波成分がいくつかの波形により合成されていることを模式的に示す図である。
【図６】カフ中央部下の血管容積変化に由来する波形が、カフ圧力の減圧過程で生じて、変化していく様子を模式的に示す図である。
【図７】カフ圧力が最高血圧値と最低血圧値の間の時点と最低血圧値の時点での実際に検出されたカフ圧力に重畳された脈波成分を示した図である。
【図８】本発明の実施例の電子血圧計のエアー系と測定系を示すブロック図である。
【図９】本発明の実施例の電子血圧計の処理動作の概略を示すフローチャート図である。
【図１０】本発明の実施例の電子血圧計の最低血圧値の決定の概略を示すフローチャート図である。
【図１１】本発明の別の実施例の電子血圧計の最低血圧値の決定の概略を示すフローチャート図である。
【符号の説明】
１…大カフ
２…小カフ
３…加圧ポンプ
４…減圧制御バルブ
５…圧力センサ
６…増幅器

Claims (4)

1. 血管を圧迫するカフを有し、カフ圧力の減圧過程で前記カフ圧力に重畳する脈波成分に基づいて最低血圧値を決定する電子血圧計において、
   脈波成分のピ−ク点と前記ピーク点に先行して生じるボトム点との間で、脈波成分の最大勾配点を検出し、前記ピーク点に先行して生じるボトム点あるいは前記ピーク点に遅れて生じるボトム点の前記最大勾配点からの変位に基づいて、最低血圧値を決定することを特徴とする電子血圧計。
2. 前記ピーク点に先行して生じるボトム点と前記最大勾配点との出現の位相差を用いて、最低血圧値を決定することを特徴とする請求項１に記載の電子血圧計。
3. 前記ピーク点に先行して生じるボトム点と前記最大勾配点との出現の時間差を用いて、最低血圧値を決定することを特徴とする請求項１に記載の電子血圧計。
4. 前記カフは、血管阻血用の大カフと脈波検出用の小カフからなり、前記大カフと前記小カフが流体抵抗を介して接続されていることを特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の電子血圧計。

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