JP5144725B2 - 電子血圧計の脈波データ補正装置、電子血圧計の脈波データ補正装置の制御方法、プログラムおよび記録媒体 - Google Patents

Description

本発明は、電子血圧計または血行動態測定型血圧計に関する。

従来、脈波パターンをスムージングする場合、脈波振幅値を，移動平均による平滑化によって、脈波パターンをスムージングする（たとえば、特許文献１参照）。

つまり、上記従来例では、時系列の離散的な入力データＰｎに対する出力データＦ（Ｐｎ）の時系列データを、単純に移動平均してスムージングする。

図４は、血管内外圧力差と血管容積変化との関係の例を示す特性図である。

血管内圧が外部の圧力（カフ圧）を超えるあたり（図４において、「急激な変化点」が記載されている部分）から、血管の容積が急激に拡大する。血管の容積が急激に変化するのは、血管中膜が進展性に富む特性を有するためである。さらに、内外圧力差を大きくすると、容積はあまり変化しない状態となるが、これは、繊維質の血管外膜によって、血管の容積変化が制限されるからである。

図５は、図４に示す血管内外圧力差と、血管容積変化の微分値との関係を示す図である。

従来、血圧を測定する場合、血管の容積を直接、測定することができないので、心臓の拍動によって生じる離散的な容積変化（脈波パターン）に基づいて、血圧値を測定する方法（オシロメトリック法）が採用されている。

図６は、実際の脈波パターンの例を示す図である。

図６に示す実際の脈波（実線）は、点線で示す理想特性と比較すると、凹凸が生じているパターンである。実際の測定値に基づいて作成したパターンが、上記のように凹凸になるのは、血圧そのものが時間的に変動するためであり、また、体動等でカフ圧が変化するためである。

特開平５−３１７２７４号公報

図７は、従来例において、血圧値を誤判定した場合の例を示す図である。

隣接する脈波振幅が大幅に変動し、パターンが変形するような状態において、図７に示すように、血圧値の判定そのものが大きく狂うという問題が生じる。

オシロメトリック法において、最高血圧値を判定する場合、脈波振幅値のピーク値（最大脈波振幅値）の定比率（図の場合、３０％）が、最高血圧値であると判定する。

図７に示す場合、Ａ、Ｂ、Ｃの３箇所で、ピーク値の３０％になり、最高血圧の真値がＡである場合、Ｂが最高血圧であると判定すると、判定された最高血圧は、実際よりも低めであるという誤判定がなされる。

この誤判定を防ぐためには、たとえば、血管容積が次第に増加する過程で、最初に判定値（３０％）を超えたときにおける血圧値を最高血圧であると判定することが考えられる。しかし、このようにした場合、図７中、Ａ点よりも左側に３０％を超える大きな脈波が出現すると、これを誤って最高血圧判定値とするという問題がある。

最低血圧を判定する場合においても、上記問題と同様の問題が生じる。

上記従来方法では、本来得られる筈の特性とは関係なく、隣接しあう数値の関係だけでその補正量が決定される。したがって、図７に示すように、処理後もピークが複数残る場合がある。これら複数のピークの発生を防ぐために、十分に平滑化し、そのために、移動平均のデータ数を増やせばよい。

しかし、移動平均のデータ数を増やし過ぎると、本来の正しい情報が失われるという問題がある。データ間の補正条件が単純なため補正誤差が大きい。

本発明は、脈波パターンの測定誤差を、容易かつ確実に補正することができる電子血圧計の脈波データ補正装置、電子血圧計の脈波データ補正装置の制御方法、プログラムおよび記録媒体を提供することを目的とするものである。

本発明の電子血圧計の脈波データ補正装置は、１心拍数ごとのカフ圧力の変化成分である入力データＰｎであって、時系列上、離散的な入力データＰｎを処理して、１心拍毎の最大値である出力データＦ（Ｐｎ）を取得する出力データ取得手段と、複数の上記出力データＦ（Ｐｎ）のうちのピークである最大ピーク値よりも前に発生した上記出力データＦ（Ｐｎ）について、単調増加になるように、データを入れ替える処理、上記最大ピーク値よりも後に発生した上記出力データＦ（Ｐｎ）について、単調減少になるように、データを入れ替える処理のうちの少なくとも１つの処理を実行する補正手段とを有することを特徴とする。

本発明によれば、順番の入れ替えという単純なアルゴリズムによって、脈波パターンの測定誤差を補正するので、脈波パターンの測定誤差を、容易かつ確実に補正することができるという効果を奏する。

本発明の実施例１である電子血圧計１００を示すブロック図である。 実施例１の動作を示すフローチャートである。 カフ圧と、血管容積変化の微分値との関係（観測データ）を示すグラフである。 血管内外圧力差と、容積との関係の例を示す特性図である。 図４に示した血管内外圧力差と、血管容積変化の微分値との関係を示す図である。 実際の脈波パターンの例を示す図である。 従来例において、血圧値を誤判定した場合の例を示す図である。

発明を実施するための形態は、以下の実施例である。

図１は、本発明の実施例１である電子血圧計１００を示すブロック図である。

電子血圧計１００は、カフ１１と、加圧手段１２と、微速排気手段１３と、圧力検出手段１４と、ＣＰＵ２０と、ＲＯＭ４１と、ＲＡＭ４２と、操作手段４３と、表示手段５１と、プリンタ５２と、外部端子５３とを有する。

カフ１１は、被測定者の腕に巻付けるものである。加圧手段１２は、血圧測定に必要な所定の圧力に、カフ１１を加圧する手段である。微速排気手段１３は、加圧手段１２によって加圧されたカフ１１内の圧力を徐々に排気する手段である。

圧力検出手段１４は、カフ１１の圧力を検出する圧力トランスデューサを含み、上記圧力を電気信号（パルス）に変換して出力する手段である。

サンプリング手段１５は、圧力検出手段１４と、圧力検出手段１４からの電気信号（パルス）を一定時間内でカウントし、サンプリング信号によって上記カウントを周期的に繰返すとともに、サンプリング値をＡ／Ｄ変換する手段である。

また、カフ１１、加圧手段１２、微速排気手段１３、圧力検出手段１４は、可撓管によって接続されている。

ＣＰＵ２０は、電子血圧計１００の全体を制御するものであるとともに、機能的には、ＲＯＭ４１に格納されているプログラムと協働して、時間微分手段２１と、包絡線演算手段２２と、包絡線最大値検出手段２３と、昇順ソート手段２４と、降順ソート手段２５と、包絡線形成手段２６と、最高血圧演算手段２７と、最低血圧演算手段２８と、脈拍数演算手段２９と、外部出力制御手段３０とを実現するものである。

ＲＯＭ４１は、後述する図２に示すフローチャートのプログラムを格納しているメモリであり、ＲＡＭ４２は、ＣＰＵ２０の演算結果等を記憶するメモリであり、操作手段４３は、所定のファンクションキー等を有するものである。

また、加圧手段１２と微速排気手段１３と、圧力検出手段１４と、サンプリング手段１５とは、ＣＰＵ２０によって制御される。

時間微分手段２１は、カフ圧に脈波振幅成分が重畳されている信号を時間微分して時間微分信号を得る手段である。

包絡線演算手段２２は、ＸＹ座標の一方の軸に、カフ圧をとり、上記ＸＹ座標軸の他方の軸に、上記微分手段によって微分された時間微分信号をとり、上記時間微分信号のうちで心拍毎の最大値をプロットし、上記プロットされた最大値を繋ぐ包絡線を演算する手段である。

包絡線最大値検出手段２３は、上記演算された包絡線の最大値を検出する。

昇順ソート手段２４は、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも前に発生した時間微分信号について、昇順にソートする（並び替える）。

降順ソート手段２５は、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも後に発生した時間微分信号について、降順にソートする（並び替える）。

包絡線形成手段２６は、上記昇順ソート手段、上記降順ソート手段によってソートされた時間微分信号の包絡線を形成する。

最高血圧演算手段２７は、上記形成された時間微分信号の包絡線に基づいて、最高血圧、を演算する手段である。

最低血圧演算手段２８は、上記形成された時間微分信号の包絡線に基づいて、最低血圧、を演算する手段である。

脈拍数演算手段２９は、上記形成された時間微分信号の包絡線におけるピークの時間間隔に基づいて、脈拍数を演算する手段である。

外部出力制御手段３０は、最高血圧演算手段２７で演算された最高血圧、最低血圧演算手段２８で演算された最低血圧、脈拍数演算手段２９で演算された脈拍数を、ＣＰＵ２０の外部に出力する手段である。

表示装置５１は、上記演算された最高血圧、最低血圧、脈拍数を表示する装置である。プリンタ５２は、上記演算された最高血圧、最低血圧、脈拍数をプリントする装置である。

次に、実施例１の動作について説明する。

図２は、実施例１の動作を示すフローチャートである。

まず、カフの加圧を開始し（Ｓ１）、カフ圧が上限圧力と同じになれば（Ｓ２）、上記加圧を終了する（Ｓ３）。そして、カフ圧のサンプリング値を、ＲＡＭ４２に記憶し（Ｓ４）、カフ圧が下限圧力よりも低くなれば（Ｓ５）、カフ圧のサンプリングとサンプリング値の記憶とを終了する（Ｓ６）。

その後、脈波成文を抽出し、さらに排気レート分の補正を行い、その値をＲＡＭ４２に記憶する（Ｓ７）。得られるべき血管容積変化（脈波振幅）の離散的な数値は、測定中に血圧が変動しなければ、単調に増加した後、ピークを過ぎると、今度は単調に減少するべきという性質を持っている。

図６に示すように、凹凸が発生するのは、図６において、横軸（血圧−カフ圧）の値が、実際は、血圧変化や体動等によって、真値と異なるからである。よって、得られた脈波パターンを補正する場合、出力値（縦軸）の変動は、入力値（横軸）変更によって生じていると考えればよい。

図３は、カフ圧と、血管容積変化の微分値との関係（観測データ）を示すグラフである。

したがって、最大ピーク値（図３に示す時刻ｔ６）を中心に、左右のデータを振り分け、それぞれを、昇順、降順にソートする（並び替える）ことによって、入力圧力（血圧−カフ圧）に換算し、脈波パターンを補正することができる。

このようにして得られた脈波パターンは、ピーク値が必ず単一である単峰特性になる。

上記実施例によれば、単純な論理を実行する（昇順でソート、降順でソートする）ことによって、波形補正を実現することができる。

また、実施例１によれば、データの入れ替わり状態で、測定系のノイズや不整脈を推定することができる。たとえば、図３に示す時刻ｔ２、ｔ３における血管容積変化の微分値を互いに入れ替え、時刻ｔ４、ｔ５における血管容積変化の微分値を互いに入れ替え、時刻ｔ８、ｔ９における血管容積変化の微分値を互いに入れ替える必要があり、血管容積変化が、それだけ変動していると考えられ、体動によって発生するノイズや、心拍変動等を、具体的な数値として推定することができる。つまり、「血管容積変化の微分値」の入れ替え数が多い程、また、図３における移動量が大きい程、心拍変動が大きいと言える。これによって、測定系の信頼性や不整脈の出現状態等を、正確に評価することができる。

データのソートによる補正の後に、移動平均や指数関数等による近似を実行すれば、より精度の高い、安定した脈波パターンを算出することができる。

実施例１によれば、測定中の変動を吸収することができるので、運動中の血圧等を正確に測定することができる。

また、実施例１によれば、順番の入れ替え（ソート）という単純な重み付けによって、脈波パターンの測定誤差を、容易かつ確実に補正することができる。

さらに、実施例１によれば、雑音成分の原因を問わずに、脈波パターンの測定値を補正することができる。

そして、実施例１によれば、雑音の確率密度関数を定義することによって、測定精度の数学的検証が可能になる。つまり、オシロメトリック法による血圧測定は、心拍変動によって精度が悪化し、並び替えの頻度、大きさに基づいて、血圧測定の測定精度を類推することができる筈である。

なお、上記実施例において、上記演算された包絡線の最大値が複数あった場合（同じ値の最大値が複数あった場合）、次のいずれかの手法によって、真の最大値を決定する。
（１）複数の最大値のうちのいずれかを、所定の基準によって、真の最大値とする。
（２）隣接する他のデータと比べ差の大きい最大値をノイズと見なし、削除する。
（３）包絡線の中央部に位置する最大値を、真の最大値とする。

また、実施例１によれば、不整脈が発生しても、不整脈が発生しない場合と同様に、血圧測定することができる。

つまり、上記実施例は、時系列上、離散的な入力データＰｎに対する出力データＦ（Ｐｎ）を観測する出力データ観測手段と、上記出力データＦ（Ｐｎ）の単調増加または単調減少を利用して、上記出力データＦ（Ｐｎ）の値を補正する補正手段とを有する電子血圧計の脈波データ補正装置の例である。

また、上記実施例は、カフ圧に脈波振幅成分が重畳されている信号を時間微分して時間微分信号を得る時間微分手段と、上記時間微分信号の包絡線を演算する包絡線演算手段と、上記演算された包絡線の最大値を検出する包絡線最大値検出手段と、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも前に発生した時間微分信号について、昇順にソートする昇順ソート手段と、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも後に発生した時間微分信号について、降順にソートする降順ソート手段と、上記昇順ソート手段、上記降順ソート手段によってソートされた時間微分信号の包絡線を形成する包絡線形成手段とを有する電子血圧計である。

さらに、上記実施例をプログラムの発明として把握することができる。つまり、上記実施例は、時系列上、離散的な入力データＰｎに対する出力データＦ（Ｐｎ）を観測し、メモリに記憶する出力データ観測手順と、上記出力データＦ（Ｐｎ）の単調増加または単調減少を利用して、上記出力データＦ（Ｐｎ）の値を補正し、メモリに記憶する補正手順とをコンピュータに実行させるプログラムの例である。

そして、上記実施例は、カフ圧に脈波振幅成分が重畳されている信号を時間微分して時間微分信号を得、メモリに記憶する時間微分手順と、上記時間微分信号の包絡線を演算し、メモリに記憶する包絡線演算手順と、上記演算された包絡線の最大値を検出し、メモリに記憶する包絡線最大値検出手順と、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも前に発生した時間微分信号について、昇順にソートし、メモリに記憶する昇順ソート手順と、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも後に発生した時間微分信号について、降順にソートし、メモリに記憶する降順ソート手順と、上記昇順ソート手順、上記降順ソート手順でソートされた時間微分信号の包絡線を形成し、メモリに記憶する包絡線形成手順とをコンピュータに実行させるプログラムの例である。

また、上記各プログラムを、ＦＤ、ＣＤ、ＤＶＤ、半導体メモリ等の記録媒体に記録するようにしてもよい。

１００…電子血圧計、
１１…カフ、
１２…加圧手段、
１３…微速排気手段、
１４…圧力検出手段、
１５…サンプリング手段、
２０…ＣＰＵ、
２１…時間微分手段、
２２…包絡線演算手段、
２３…包絡線最大値検出手段、
２４…昇順ソート手段、
２５…降順ソート手段、
２６…包絡線形成手段、
２７…最高血圧演算手段、
２８…最低血圧演算手段、
２９…脈拍数演算手段、
３０…外部出力制御手段、
４１…ＲＯＭ、
４２…ＲＡＭ、
４３…操作手段、
５１…表示装置、
５２…プリンタ、
５３…外部端子。

Claims (4)

1. １心拍数ごとのカフ圧力の変化成分である入力データＰｎであって、時系列上、離散的な入力データＰｎを処理して、１心拍毎の最大値である出力データＦ（Ｐｎ）を取得する出力データ取得手段と；
   複数の上記出力データＦ（Ｐｎ）のうちのピークである最大ピーク値よりも前に発生した上記出力データＦ（Ｐｎ）について、単調増加になるように、データを入れ替える処理、上記最大ピーク値よりも後に発生した上記出力データＦ（Ｐｎ）について、単調減少になるように、データを入れ替える処理のうちの少なくとも１つの処理を実行する補正手段と；
   を有することを特徴とする電子血圧計の脈波データ補正装置。
2. １心拍数ごとのカフ圧力の変化成分である入力データＰｎであって、時系列上、離散的な入力データＰｎを処理して、１心拍毎の最大値である出力データＦ（Ｐｎ）を取得し、メモリに記憶する出力データ取得段階と；
   複数の上記出力データＦ（Ｐｎ）のうちのピークである最大ピーク値よりも前に発生した上記出力データＦ（Ｐｎ）について、単調増加になるように、データを入れ替える処理、上記最大ピーク値よりも後に発生した上記出力データＦ（Ｐｎ）について、単調減少になるように、データを入れ替える処理のうちの少なくとも１つの処理を実行する補正段階と；
   を有することを特徴とする電子血圧計の脈波データ補正装置の制御方法。
3. １心拍数ごとのカフ圧力の変化成分である入力データＰｎであって、時系列上、離散的な入力データＰｎを処理して、１心拍毎の最大値である出力データＦ（Ｐｎ）を取得し、メモリに記憶する出力データ取得手順と；
   複数の上記出力データＦ（Ｐｎ）のうちのピークである最大ピーク値よりも前に発生した上記出力データＦ（Ｐｎ）について、単調増加になるように、データを入れ替える処理、上記最大ピーク値よりも後に発生した上記出力データＦ（Ｐｎ）について、単調減少になるように、データを入れ替える処理のうちの少なくとも１つの処理を実行する補正手順と；
   をコンピュータに実行させるプログラム。
4. １心拍数ごとのカフ圧力の変化成分である入力データＰｎであって、時系列上、離散的な入力データＰｎを処理して、１心拍毎の最大値である出力データＦ（Ｐｎ）を取得し、メモリに記憶する出力データ取得手順と；
   複数の上記出力データＦ（Ｐｎ）のうちのピークである最大ピーク値よりも前に発生した上記出力データＦ（Ｐｎ）について、単調増加になるように、データを入れ替える処理、上記最大ピーク値よりも後に発生した上記出力データＦ（Ｐｎ）について、単調減少になるように、データを入れ替える処理のうちの少なくとも１つの処理を実行する補正手順と；
   をコンピュータに実行させるプログラムを記録したコンピュータ読取可能な記録媒体。

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