JP6108647B1

JP6108647B1 - 脈波検出装置、血圧測定装置および脈波検出方法

Info

Publication number: JP6108647B1
Application number: JP2016194196A
Authority: JP
Inventors: 針次近藤
Original assignee: 株式会社ケーアンドエス
Priority date: 2016-09-30
Filing date: 2016-09-30
Publication date: 2017-04-05
Anticipated expiration: 2036-09-30
Also published as: JP2018051220A

Abstract

【課題】連続脈波の乱れに起因した血圧測定の精度低下を抑制する。【解決手段】本明細書によって開示される脈波検出装置および血圧測定装置は、被験者Ｍの脈波を検出する血圧測定装置１０であって、被験者Ｍの血流量の変化を検出する超音波ドプラセンサ３０と、超音波ドプラセンサ３０にて検出された血流量の変化をドプラ連続脈波に変換するＲ−Ｌ二波位相回路１２と、システムクロックＣに基づいてドプラ連続脈波Ａのうちの不正な波形データを整形する波形再生回路４１とを備えている構成とした。【選択図】図８

Description

本明細書によって開示される技術は、脈波検出装置、血圧測定装置および脈波検出方法に関する。

例えば、被験者の血流量の変動の様子を超音波により検出する超音波診断装置として、特開平１１−３０９１４４号公報（下記特許文献１）に記載のものが知られている。このものは、超音波センサによって皮膚表面に超音波を送出して反射波を受信し、反射超音波の情報から連続脈波を測定する。そして、例えば、超音波ドップラー法を用いて、計測対象血管の血流速度などを測定する。

特開平１１−３０９１４４号公報

ところで、例えば、超音波センサを皮膚面から離した位置から送受信する場合、周囲の干渉物などの影響で、連続脈波が乱れる場合がある。また、赤外線を用いた赤外線センサであっても、体動などによって連続脈波が乱れる場合がある。そして、連続脈波が乱れると、一心拍毎の血流量の変動を検出することができず血圧測定の精度が低下するため、その対策が望まれていた。

本明細書では、連続脈波の乱れに起因した血圧測定の精度低下を抑制する技術を開示する。

本明細書によって開示される技術は、被験者の脈波を検出する脈波検出装置であって、前記被験者の血流量の変化を検出するセンサと、前記センサにて検出された血流量の変化を連続脈波に変換する変換回路と、前記連続脈波のうちの一部の波形データが正規波形データの許容範囲外である不正な波形データである場合にシステムクロックに基づいて不正な波形データを整形する波形再生回路とを備えている構成とした。

また、本明細書によって開示される技術は、血圧測定装置であって、前記脈波検出装置と、被験者の血管を圧迫するためのカフと、このカフによって圧迫された部分から圧脈波を検出するカフ圧センサと、前記脈波検出装置において再生された連続脈波と、前記カフ圧センサから得られる圧脈波とに基づいて被験者の血圧値を決定する血圧決定手段とを有する構成とした。

また、本明細書によって開示される技術は、被験者の脈波を検出する脈波検出方法であって、前記被験者の血流量の変化を表す連続脈波のうちの一部の波形データが正規波形データの許容範囲外である不正な波形データである場合にシステムクロックに基づいて不正な波形データを整形する波形再生処理を実行する構成とした。

このような構成の脈波検出装置、血圧測定装置および脈波検出方法によると、変換回路によって変換された連続脈波のうちの、例えば、干渉物や体動などによって乱れた不正な波形データを、波形再生回路においてシステムクロックに基づいて整形することができる。つまり、不正な波形データが整形された状態の連続脈波を得ることができるから、連続脈波の乱れに起因した血圧測定の精度低下を抑制することができる。

本明細書によって開示される脈波検出装置、血圧測定装置および脈波検出方法は、以下の構成としてもよい。

前記波形再生回路は、前記連続脈波を論理波形に変換する変換工程と、前記論理波形と前記システムクロックとの一致論理を出力する一致論理工程と、前記論理波形と前記システムクロックとの不一致論理を出力する不一致論理工程と、前記システムクロックと前記一致論理との論理積である一致論理積を出力する一致論理積工程と、前記システムクロックと前記不一致論理との論理積である不一致論理積を出力する不一致論理積工程と、前記一致論理積と前記不一致論理積との論理和である整形論理波形を出力する波形整形工程と、整形論理波形と前記連続脈波とに基づいて前記不正な波形データを整形した再生脈波を出力する脈波再生工程とを実行する構成としてもよい。

また、前記波形再生処理は、前記連続脈波を論理波形に変換する変換工程と、前記論理波形と前記システムクロックとの一致論理を出力する一致論理工程と、前記論理波形と前記システムクロックとの不一致論理を出力する不一致論理工程と、前記システムクロックと前記一致論理との論理積である一致論理積を出力する一致論理積工程と、前記システムクロックと前記不一致論理との論理積である不一致論理積を出力する不一致論理積工程と、前記一致論理積と前記不一致論理積との論理和である整形論理波形を出力する波形整形工程と、整形論理波形と前記連続脈波とに基づいて前記不正な波形データを整形した再生脈波を出力する脈波再生工程とを含む構成としてもよい。

このような構成によると、一致論理積処理によって論理波形とシステムクロックとの同期を図るとともに、不一致論理積処理によって同期クロックの位相の遅延を補完し、これらの論理和によって整形論理波形を得ることができる。そして、得られた整形論理波形と連続脈波とから不正な波形データが整形された状態の連続脈波を再生することができる。

前記センサは、前記被験者に対して超音波を送信する送信部と、前記被験者から反射した反射波を受信する受信部とを備え、前記受信部の受信結果に基づいて血流量の変化を検出する構成としてもよい。

このような構成によると、超音波を送受信するセンサが被験者から離れた位置に配置されることで、受信部によって受信した反射波が、周囲の干渉物などの影響などよって乱れる場合においても、非常に有効である。

本明細書によって開示される技術によれば、連続脈波の乱れに起因した血圧測定の精度低下を抑制することができる。

血圧測定装置のブロック図カフによる血圧測定を示す図超音波ドプラセンサによる血圧測定を示す図ドプラ連続脈波と各論理演算の結果を示す図血圧値算出処理のフローチャート図カフ圧と圧脈波とを示す波形図基準ドプラ脈波を示す図波形再生処理のフローチャート図整形論理波形と再生波形とを示す図

＜実施形態＞
本明細書に開示された技術における一実施形態について図１から図９を参照して説明する。
本実施形態は、被験者Ｍの血圧測定を行う血圧測定装置であって、血圧測定装置１０は、図１に示すように、基準となる血圧値（絶対値）を測定するためのカフ２０と、被験者Ｍの胸部Ｍ１の血流量の変化（相対値）を連続的に測定する超音波ドプラセンサ３０と、カフ２０および超音波ドプラセンサ３０から得られるデータに基づいて演算処理を行うデータ処理装置（「血圧決定手段」の一例）４０とを備えている。なお、超音波ドプラセンサ３０とデータ処理装置４０とによって構成されるものが「脈波検出装置」に相当する。

カフ２０は、図２に示すように、被験者Ｍの手首Ｍ２に装着可能とされており、内部にゴム袋が内蔵されている。ゴム袋はエアー供給用のポンプ２１と接続されており、ゴム袋に対するエアーの供給と排気により、血管を圧迫するようになっている。また、カフ２０内にはゴム袋内の空気変動を検出するためのカフ圧センサ２２が組み込まれており、血管を圧迫するこのカフ圧センサ２２から出力される検出信号（以下、「圧脈波」という）は所定周波数成分（ノイズ成分）がカットされた状態でデータ処理装置４０に入力される。

超音波ドプラセンサ３０は、図３に示すように、三脚３１上に設けられた送信部３２および受信部３３を有しており、三脚３１は被験者Ｍから、例えば、５０センチ程度離れた場所に設置される。送信部３２は、数ＭＨｚ〜数十ＭＨｚの超音波（本実施形態では、２４［ＭＨｚ］）を被験者Ｍの胸部Ｍ１に向けて送信し、受信部３３は、被験者Ｍの胸部Ｍ１からの反射波を受信する。

また、超音波ドプラセンサ３０は、図１に示すように、増幅器１１およびＲ派に対しＬ波の位相をずらすＲ−Ｌ二波位相回路（「変換回路」の一例）１２を介してフィルタ回路１３に接続されており、超音波ドプラセンサ３０の受信部３３において受信された反射波は、増幅器１１およびＲ−Ｌ二波位相回路１２を通すことで血液の容量変化に伴う血流量の相対的な変化を示す検出信号（以下、「ドプラ連続脈波」という）Ａとして出力される。

具体的には、ドプラ連続脈波Ａは、図４および図７に示すように、縦軸を電圧、横軸を時間とし、心拍の１拍が０［Ｖ］を起点にプラス側とマイナス側とに交互に振れる波形データとして検出され、これらが連続することで連続脈波として検出される。

また、Ｒ−Ｌ二波位相回路１２から出力されるドプラ連続脈波Ａは、所定周波数帯域以外の成分をカットするフィルタ回路１３にてノイズがカットされた状態でデータ処理装置４０へ入力される。

次に、データ処理装置４０について説明する。
データ処理装置４０は、波形再生回路４１と、波形再生回路４１を介してフィルタ回路１３に接続される演算処理部（「血圧決定手段」の一例）４２と、記憶部４３とを備えて構成されており、データ処理装置４０内に入力されたドプラ連続脈波Ａは、波形再生回路４１を介して演算処理部４２に入力される。

また、演算処理部４２は、タッチパネルなどの操作部１４および液晶ディスプレイなどの表示部１５と接続されており、操作部１４を通じて演算処理部４２への情報の入力や操作が行われ、表示部１５を通じて演算処理結果が表示される。

そして、演算処理部４２は、カフ圧センサ２２から出力される圧脈波、超音波ドプラセンサ３０から出力されるドプラ連続脈波Ａに基づいて血圧値算出処理を実行することで血圧値を算出する。

以下に、血圧値算出処理について、図５に示すフローチャートを参照しつつ、説明する。
血圧値算出処理では、まず、血圧値の測定に際して、キャリブレーションを実施する。

キャリブレーションでは、カフ圧センサ２２から圧脈波が演算処理部４２に入力されると（Ｓ１１）、演算処理部４２は、図６に示す圧脈波Ｐｗおよびカフ圧Ｐｃに基づいて基準となる最高血圧値Ｐｓ、最低血圧値Ｐｄおよび平均血圧値Ｐｍを算出する（Ｓ１２）。なお、最高血圧値Ｐｓおよび最低血圧値Ｐｍは、上記工程を省いて直接設定しても良い。

一方、圧脈波の測定時期と同時期、すなわち、基準時に測定された超音波ドプラセンサ３０の出力であるドプラ連続脈波を基準ドプラ脈波と仮定し（Ｓ１３）、図７に示すように、一心拍時間Ｔｏ内の血流量変化の積分値を基準脈波面積Ｖｏとして求める（Ｓ１４）。

そして、平均血圧係数、最高血圧値と平均血圧値との比、最低血圧値と平均血圧値との比を下記の式（１）から（３）に従ってキャリブレーション値として算出しておく（Ｓ１５）。ここで、平均血圧係数をＬ、最高血圧値と平均血圧値との比をＯ、最低血圧値と平均血圧値との比をＰとする。また、前記したように、Ｐｍは平均血圧、Ｐｓは最高血圧、Ｐｄは最低血圧、Ｖｏは基準脈波面積を示す。

Ｌ＝Ｖｏ／Ｐｍ・・・・・・・・（１）
Ｏ＝Ｐｓ／Ｐｍ・・・・・・・・（２）
Ｐ＝Ｐｄ／Ｐｍ・・・・・・・・（３）
以上のようにして、キャリブレーション値（Ｌ，Ｏ，Ｐ）が得られたところで、血圧値の本測定を行う。

本測定では、超音波ドプラセンサ３０の送信部３２から被験者Ｍの胸部Ｍ１に対して超音波が送信され、胸部Ｍ１からの反射波が受信部３３により受信されることで、図４に示すように、ドプラ連続脈波Ａが経時的に演算処理部４２に入力される（Ｓ１６）。

そして、演算処理部４２は、入力されたドプラ連続脈波Ａから１心拍毎の脈波面積Ｖｏｎを基準脈波面積Ｖｏと同じ要領で算出し、１心拍の脈波面積と平均血圧係数とに基づいて下記の式（４）から１心拍の平均血圧（以下、「１拍平均血圧」という）を算出する（Ｓ１７）。

Ｐｍｎ＝Ｖｏｎ／Ｌ・・・・・・（４）
また、１拍平均血圧が算出されたところで、最高血圧値と平均血圧値との比および最低血圧値と平均血圧値との比と、１拍平均血圧とに基づいて、式（５）および式（６）から最大血圧値Ｐｓｎおよび最小血圧値Ｐｄｎを算出する（Ｓ１８）。

Ｐｓｎ＝Ｐｍｎ×Ｏ・・・・・・・（５）
Ｐｄｎ＝Ｐｍｎ×Ｐ・・・・・・・（６）
そして、データ処理装置４０は算出された血圧値を血圧基準値（正常な測定で得られる血圧値の幅（例えば、５０〜１４０ｍｍＨｇ））と照合する血圧チェックを行い（Ｓ１９）、算出された血圧値が血圧基準値内にあるときには「測定は正常」と判断し（Ｓ１９：ＹＥＳ）、演算処理結果である血圧値の推移を表示部１５に表示する（Ｓ２０）。一方、血圧基準値外の時には「測定に誤りがあり」と判断して（Ｓ１９：ＮＯ）、最高血圧・最低血圧を算出する工程（Ｓ１２）に戻って再び血圧値を算出する。

以上のように、本実施形態によると、血圧値算出処理において、被験者Ｍに対し予めカフ圧センサ２２によって圧脈波を算出すると共に超音波ドプラセンサ３０による基準ドプラ脈波を計測してキャリブレーション値を求め、超音波ドプラセンサ３０によって計測されるドプラ連続脈波Ａにキャリブレーションのデータを利用することで、ドプラ連続脈波Ａを絶対値化することができる。これにより、カフ２による再加圧を行うことなく連続して血圧を測定することができる。

ところで、超音波ドプラセンサ３０の送信部３２および受信部３３は、被験者Ｍの胸部Ｍ１から離れた位置に配置されているため、周囲の干渉物などの影響で、受信部３３が受信する反射波が乱れる場合がある。また、体動などによっても反射波が乱れる場合がある。

具体的には、Ｒ−Ｌ二波位相回路１２からフィルタ回路１３を介して出力されるドプラ連続脈波Ａは、周囲の干渉物などの影響や体動などよって乱れると、一部の波形データが、図４のαやβの範囲に示すように、０［Ｖ］のラインと交差しない形状となる場合がある。

つまり、一心拍の波形データが、正規波形データの許容範囲（０［Ｖ］のラインと交差する波形データ）外である不正な波形データ（０［Ｖ］のラインと交差しない波形データ）となることで、血圧測定の精度が低下してしまう。

そこで、本実施形態では、血圧値算出処理前に、波形再生処理を行う。
以下に、波形再生処理について、図８に示すフローチャートを参照しつつ、説明する。
波形再生処理では、まず、図４に示すように、ドプラ連続脈波Ａを論理波形Ｂに変換する変換工程を実行する。

具体的には、最初にドプラ連続脈波Ａにおける正極側の波形において、検出閾値と正極側の波形との交わる部分を論理波形Ｂの起点および終点として検出する（Ｓ２１）。なお、検出閾値とは、本実施形態においては、例えば、回路特性から０．８［Ｖ］としている。

また、ドプラ連続脈波Ａにおける負極側の波形では、０［Ｖ］のラインを境に正極側に線対称となる対称波形データ（破線波形）を作成し、正極側の波形と同様に、論理波形の起点および終点を検出する（Ｓ２２）。そして、これらの起点および終点を元に、図４に示すような論理波形Ｂを作成する（Ｓ２３）。

次に、論理波形Ｂにおいて隣り合う波形データの長さ（波形データ時間）および隣り合う波形データ間の長さ間隔（隙間時間）を比較し、波形データ時間および隙間時間がほぼ同じであれば、波形データ時間および隙間時間が同じ論理波形の平均の波形データ時間および隙間時間をシステムクロックＣとして記憶部４３に記憶する（Ｓ２４）。
そして、論理波形ＢとシステムクロックＣとが得られたところで、一致論理工程（Ｓ２５）および不一致論理工程（Ｓ２６）とを実行する。

一致論理工程では、論理波形ＢとシステムクロックＣとの一致論理（ＸＮＯＲ）を求め、一致論理Ｄとして出力する。
具体的には、論理波形ＢとシステムクロックＣとの一致論理Ｄは、以下に示す表１の真理値表で表される。

一方、不一致論理工程では、論理波形ＢとシステムクロックＣとの不一致論理（ＸＯＲ）を求め、不一致論理Ｅとして出力する。
具体的には、論理波形ＢとシステムクロックＣとの不一致論理Ｅは以下に示す表２の真理値表で表される。

次に、一致論理ＤおよびシステムクロックＣに基づいて、論理波形ＢとシステムクロックＣとの同期を図る一致論理積工程を実行する（Ｓ２７）。
一致論理積工程では、一致論理ＤとシステムクロックＣとの論理積を求め、論理波形ＢとシステムクロックＣとの同期波形として一致論理積Ｆを出力する。

具体的には、一致論理ＤとシステムクロックＣとの一致論理積Ｆは、以下に示す表３の真理値表で表される。

また、一致論理積工程に併せて、論理波形ＢとシステムクロックＣとの同期に伴う位相遅延補完を図る不一致論理積工程を実行する（Ｓ２８）。

不一致論理積工程では、不一致論理ＥとシステムクロックＣとの論理積を求め、同期に伴う位相遅延補完波形として不一致論理積Ｇを出力する。
具体的には、不一致論理ＥとシステムクロックＣとの不一致論理積Ｇは、以下に示す表４の真理値表で表される。

次に、論理波形ＢとシステムクロックＣとの同期波形である一致論理積Ｆと、同期に伴う位相遅延補完波形である不一致論理積Ｇとの論理和を求める波形整形工程を実行することで、システムクロックＣに基づいて論理波形Ｂの波形データを整形した整形論理波形Ｈを出力する（Ｓ２９）。

具体的には、一致論理積Ｆと不一致論理積Ｇとの論理和は、以下に示す表５の真理値表で表される。

つまり、以上に示す波形整形までの工程によって、論理波形Ｂにおける不正な波形データをシステムクロックＣに基づいて正常な波形データに整形し、整形論理波形Ｈを求めることができる。

すなわち、以下に示す表６のように、論理波形Ｂにおいて波形データがないものの、システムクロックＣにデータがある場合には、波形データがあるものとして整形論理波形Ｈが構築され、論理波形Ｂにおいて波形データがあるものの、システムクロックＣにデータがない場合には、波形データがないものとして整形論理波形Ｈが構築される。

そして、最後に、整形論理波形Ｈとドプラ連続脈波Ａとを元に、不正な波形データを整形した再生脈波Ｉを出力する脈波再生工程を実行する（Ｓ３０）。
詳細には、脈波再生工程では、まず、システムクロックＣよりも大きい論理波形Ｂの波形データからドプラ連続脈波Ａにおいて不正な波形データの範囲を特定する（３０−１）。

そして、不正な波形データの範囲として特定された特定範囲において、整形論理波形Ｈの各波形データにおける中央位置をドプラ連続脈波Ａの波形データの中央位置として決定する（３０−２）。

また、特定範囲における各波形データの大きさは、ドプラ連続脈波Ａにおける波形データの最下点を結んだ場合における波形データの面積を一心拍の脈波面積（２つ分の波形データ）として算出する（Ｓ３０−３）。

そして、特定範囲における各波形データの中央位置とその大きさとに基づいて整形データを構築し、ドプラ連続脈波Ａに替わる再生脈波Ｉを構築する（３０−４）。

具体的には、図４に示すように、論理波形ＢにおいてシステムクロックＣよりも大きい波形データＢａ，Ｂｂからドプラ連続脈波Ａにおける特定範囲Ａａ（範囲α），Ａｂ（範囲β）を決定する。

次に、図９に示すように、特定範囲Ａａにおけるドプラ連続脈波Ａの波形データの中央位置Ｔａ１，Ｔａ２，Ｔａ３，Ｔａ４，Ｔａ５を整形論理波形Ｈの各波形データにおける中央位置により決定すると共に、特定範囲Ａｂにおけるドプラ連続脈波Ａの波形データの中央位置Ｔｂ１，Ｔｂ２，Ｔｂ３を、整形論理波形Ｈの各波形データにおける中央位置により決定する。

また、ドプラ連続脈波Ａの特定範囲Ａａにおいて波形データの最下点を結んだ場合における波形データの面積Ａａ１２，Ａａ３４，Ａａ５６が、隣り合う波形データの２つ分の面積（一心拍の脈波面積）となり、かつ、一心拍の脈波における隣り合う波形データのそれぞれの面積が同一となるように各波形データＡａ１，Ａａ２・・・Ａａ６の大きさを算出する。また、特定範囲ＡｂもＡａと同様に、各波形データＡｂ１，Ａｂ２，Ａｂ３，Ａｂ４の大きさを算出する。

これにより、ドプラ連続脈波Ａの特定範囲Ａａ，Ａｂにおいて不正な波形データが０［Ｖ］のラインと交差する正常な波形データに整形され、この整形されたデータを特定範囲Ａａ，Ａｂに適用することで、ドプラ連続脈波Ａに替わる再生脈波Ｉを求めることができる。そして、この再生脈波Ｉを元に血圧値算出処理を実行する。

以上のように、本実施形態によると、超音波を送受信する超音波ドプラセンサ３０が被験者Ｍから離れた位置に配置されることで、超音波ドプラセンサ３０によって受信するドプラ連続脈波が、周囲の干渉物などの影響や体動などよって乱れる場合においても、血圧値算出処理前に、波形再生処理を実施することで、ドプラ連続脈波Ａの特定範囲における不正な波形データを正常な波形データに整形した再生脈波Ｉを求めることができる。これにより、血圧値算出処理における脈波面積の精度を向上させることができる。ひいては、血圧測定装置１０による被験者Ｍに対する負担を軽減しつつ、血圧値算出処理における最高血圧値および最低血圧値の測定精度を向上させることができる。

また、本実施形態によると、波形再生処理の一致論理積処理において論理波形ＢとシステムクロックＣとの同期を図るとともに、不一致論理積処理によって同期における位相の遅延を補完し、これらの論理和によって整形論理波形を得ることができるから、ドプラ連続脈波Ａの特定範囲における不正な波形データを正常な波形データに整形した再生脈波をＩ求めることができる。

＜他の実施形態＞
本明細書で開示される技術は上記記述及び図面によって説明した実施形態に限定されるものではなく、例えば次のような種々の態様も含まれる。
（１）上記実施形態では、超音波を送受信することで被験者Ｍの血流の変化をドプラ連続脈波Ａとして検出する構成とした。しかしながら、これに限らず、被験者に圧力センサを取り付けて血流の変化を連続圧脈波として検出してもよく、また、光電センサによる近赤外光の反射光の受信により血流の変化を連続光電容積脈波として検出してもよい。さらには、赤外線カメラから照射した赤外光の反射波から生体信号の脈波を検出してもよく、圧電シートまたは静電シート等からから生体信号の脈波を検出してもよい。つまり、センサによって被験者の血流の変化を連続脈波として検出できればよい。

（２）上記実施形態では、ドプラ連続脈波Ａの全体について、波形再生処理を実行する構成した。しかしながら、これに限らず、ドプラ連続脈波における特定範囲のみに波形再生処理を実行する構成にしてもよい。

１０：血圧測定装置（「脈波検出装置」の一例）
１２：Ｒ−Ｌ二波位相回路（「変換回路」の一例）
２０：カフ
２２：カフ圧センサ
３０：超音波ドプラセンサ（「センサ」の一例）
３２：送信部
３３：受信部
４０：データ処理装置（「血圧決定手段」の一例）
４１：波形再生回路
４２：:演算処理部（「血圧決定手段」の一例）
Ｍ：被験者

Claims

被験者の脈波を検出する脈波検出装置であって、
前記被験者の血流量の変化を検出するセンサと、
前記センサにて検出された血流量の変化を連続脈波に変換する変換回路と、
前記連続脈波のうちの一部の波形データが正規波形データの許容範囲外である不正な波形データである場合にシステムクロックに基づいて不正な波形データを整形する波形再生回路とを備えている脈波検出装置。
前記波形再生回路は、前記連続脈波を論理波形に変換する変換工程と、
前記論理波形と前記システムクロックとの一致論理を出力する一致論理工程と、
前記論理波形と前記システムクロックとの不一致論理を出力する不一致論理工程と、
前記システムクロックと前記一致論理との論理積である一致論理積を出力する一致論理積工程と、
前記システムクロックと前記不一致論理との論理積である不一致論理積を出力する不一致論理積工程と、
前記一致論理積と前記不一致論理積との論理和である整形論理波形を出力する波形整形工程と、
整形論理波形と前記連続脈波とに基づいて前記不正な波形データを整形した再生脈波を出力する脈波再生工程とを実行する請求項１に記載の脈波検出装置。
前記センサは、前記被験者に対して超音波を送信する送信部と、前記被験者から反射した反射波を受信する受信部とを備え、前記受信部の受信結果に基づいて血流量の変化を検出する請求項１または請求項２に記載の脈波検出装置。
請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の脈波検出装置と、
被験者の血管を圧迫するためのカフと、
このカフによって圧迫された部分から圧脈波を検出するカフ圧センサと、
前記脈波検出装置において再生された連続脈波と、前記カフ圧センサから得られる圧脈波とに基づいて被験者の血圧値を決定する血圧決定手段とを有する血圧測定装置。
被験者の脈波を検出する脈波検出方法であって、
前記被験者の血流量の変化を表す連続脈波のうちの一部の波形データが正規波形データの許容範囲外である不正な波形データである場合にシステムクロックに基づいて不正な波形データを整形する波形再生処理を実行する脈波検出方法。
前記波形再生処理は、前記連続脈波を論理波形に変換する変換工程と、前記論理波形と前記システムクロックとの一致論理を出力する一致論理工程と、前記論理波形と前記システムクロックとの不一致論理を出力する不一致論理工程と、前記システムクロックと前記一致論理との論理積である一致論理積を出力する一致論理積工程と、前記システムクロックと前記不一致論理との論理積である不一致論理積を出力する不一致論理積工程と、前記一致論理積と前記不一致論理積との論理和である整形論理波形を出力する波形整形工程と、整形論理波形と前記連続脈波とに基づいて前記不正な波形データを整形した再生脈波を出力する脈波再生工程とを含む請求項５に記載の脈波検出方法。