JP6366954B2

JP6366954B2 - 血圧測定装置

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Publication number: JP6366954B2
Application number: JP2014031303A
Authority: JP
Inventors: 滝澤正夫; 吉田功
Original assignee: Minato Medical Science Co Ltd
Current assignee: Minato Medical Science Co Ltd
Priority date: 2014-02-21
Filing date: 2014-02-21
Publication date: 2018-08-01
Anticipated expiration: 2034-02-21
Also published as: JP2015154878A

Description

本発明は、血圧測定装置に関するものであり、特に、血圧値に関する情報を抽出する手段に関するものである。

従来より血圧を測定する方法は周知されており、代表的な方法は聴診法（リバロッチ・コロトコフ法）とオシロメトリック法の２つがある。

聴診法は腕に装着したカフを加圧して動脈を駆血した後、徐々にカフを減圧していく段階で、血液が心臓の拍動に合わせて断続的に流れるときに発生する血管音（コロトコフ音、以下Ｋ音とする）を聴診器やカフに内蔵したマイクロホンによって検出し、Ｋ音の発生及び消滅を確認することによって、血圧値を決定する方法で、一般的には、Ｋ音発生開始時のカフ内圧を最高血圧とし、Ｋ音が消えたときのカフ内圧を最低血圧としている。

病院などにおいて血圧測定する場合、前述の聴診法はよく用いられている方法であり、多くの医師や看護師によって聴診器を用いて実施されている。しかし、経験豊富な医師や看護師であっても、被験者が安静状態で測定しなければ、得られる情報に血圧に関係のないノイズ成分が多く入ることとなり、高精度で安定した測定がし難い。

一方、オシロメトリック法は、カフを加圧して動脈を駆血した後、徐々にカフを減圧していく段階で、心臓の拍動に同調した血管壁の振動を反映したカフ内圧の変動（圧脈波）を検出し、その変動の発生及び消滅を確認することによって血圧値を決定する方法で、一般的には、変動が急激に大きくなったときのカフ内圧を最高血圧とし、急激に小さくなったときのカフ内圧を最低血圧としている。この方法は、家庭で使う電子式自動血圧計の多くに採用されているが、主に健常人を対象としており、聴診法と同様に被験者を安静状態で測定しなければ、高精度で安定した測定がし難い。

国民の高齢化が進む中、高血圧症など予防医学や最新医療の分野においては、高齢者を対象にした研究が数多く行われており、被験者を安静状態にし難く体動が激しい場合又は意識の有無など被験者の状態に関係なく血圧測定が可能なシステムの要望があり、また、その血圧測定に対する性能には、高精度で安定したものが求められている。また、被験者が健常人であっても運動中に心拍や血圧がどのように変化するかをモニタする事は臨床研究上、大変有効な情報となる。

そこで、例えば被験者が運動中や体動が激しい場合、心電信号などの生体信号を検出し、前記生体信号と同期させて血圧測定を行おうとしているシステムや血圧測定装置がある（例えば、特許文献１参照）。図４は、特許文献１に記載の実施例である。この装置は、心電信号をゲート信号として用い、Ｋ音の発生が予想されるゲート時間中にＫ音を含む振動を検出し解析する事でノイズの影響を少なくし、医師や看護師自身の聴覚で行う聴診法では測定困難なノイズ環境における血圧測定を可能としている。

しかし、特許文献１では、Ｋ音の周波数と同じ周波数を有するノイズとＫ音との分離が不十分なため、高精度で安定した性能を満たしていない。このため、医師や看護師は前記装置に全て任せて血圧測定をすることができていない。このため、実際、運動中に血圧測定する場合では、医師や看護師は、測定中は常時、被験者の状態と血圧測定装置に表示される血圧値を目視観察し、経験的に比較評価することで、血圧値の妥当性を医師や看護師自らが確認しながら血圧測定を行っている。

ここで当該問題となるノイズとＫ音の分離について考慮されたものが特許文献２及び特許文献３である。特許文献２は、別途の心電計機能を不要としカフに内蔵する脈波検出手段にから得られる振動をゲート信号として用いた点に特徴を有し、また、カフによって血管を駆血させ血管の振動を止めてそのデータを体動ノイズに見立ててそのデータを基にフィルタリングを行うという特徴を有する。図５に記載するフィルタリング機能のフロー図を示す。本来、体動ノイズは一定ノイズではなく、体動ノイズは血圧測定中であってもダイナミックに変化しており、固定ノイズと考えると本来の血圧から発生する振動成分がその近傍で発生しておれば必要な成分までもノイズと誤認し除去されてしまう可能性がある。したがって、この方法では、フィルタリングによって本来の血圧から発生する振動も除去されてしまっている可能性が高い。

特許文献３は、心電計を使用するとＲ波とＫ音に時間的遅れが発生し、またこの時間がカフ内圧に追従変動する点に着目し、心拍を１拍遅らせる手段を設けて正しいＫ音を抽出しようという特徴を有する。方法としては、本願発明に近いように考えられるが、前提条件が全く異なる。つまり、特許文献３は、心電計固有のＥＣＧラグが既知であることが前提であり、各社心電計の性能向上に応じて移り変わる可能性がある遅れ時間については全く考慮されていない。したがって、特許文献３では、本来必要となるレベルの精度を必要とする場合は、心電計の製造メーカ指定若しくは非常に時間のかかる初期セッティングが必要となり、当初の思惑とは異なり、大変不便となる。

よって、特許文献１乃至特許文献３の血圧測定装置では、自動血圧計の本来の役割を十分活かせていない。

特開昭６１−１９３６４４号公報特開２００１−００８９０８号公報特開平１０−２７２１０９号公報

運動中や体動が激しい場合でも測定可能となるよう心電信号をゲート信号としてＫ音の抽出をしても、ノイズ除去手段に乏しく、またゲート時間中のＫ音とノイズの分離も不十分なため、装置がノイズをＫ音と誤認識して誤った血圧値を決定することがある。また、心電計の製造メーカ、機種、心電計の設定条件等により発生するＥＣＧラグは未知な値であるため、通常は正しくゲート信号を得るために心電計の機種指定をしたりするが、指定機種以外の心電計を用いると、ＥＣＧラグは各機種毎に異なる値を示すため、正常に心電図トリガ法を用いて正しい血圧値を決定することが不可能となる。よって、医師や看護師が使用する心電計に制約が生じている。また、所有する指定以外の心電計を使った場合が、稀に使用できたとしても、正常に測定できているか不明となるため、医師や看護師は血圧測定装置に全て任せて血圧測定をすることができず、測定中は常時、被験者の状態と血圧測定装置に表示される血圧値を目視観察し経験的に比較評価し、血圧値の妥当性を医師や看護師自らがその場で確認しながら血圧測定を行っており、測定中の時間を拘束してしまっている。

請求項１の発明は、被験者の血管を圧迫するために装着されるカフと、前記カフ内に空気を注入又は排出することによって前記カフ内を加圧又は減圧する圧力制御機能と、前記カフ内の圧力を測定するカフ内圧測定機能と、前記カフ内の加圧時又は減圧時に前記血管から発生する振動Ａを検出する振動Ａ検出機能と、前記振動Ａからノイズを除去し振動Ｂを抽出する振動Ｂ抽出機能と、前記振動Ｂの振動強度を得る振動強度導出機能と、前記被験者の心電信号を検出する心電信号検出機能と、前記心電信号を用いた心電図トリガ法によって前記振動Ａ又は前記振動Ｂを抽出する心電同期機能と、を設けた血圧測定装置において、前記振動Ａ又は前記振動Ｂを抽出する際に必要とするパラメータに自動学習機能を設け前記必要とするパラメータが心電計固有のＥＣＧラグであり、前記自動学習機能にＥＣＧラグ測定手段を設けたことを特徴とする。

本発明によれば、運動中や体動が激しい場合であっても、どのような心電計を使用したとしても、高精度で安定した血圧測定が可能となることで、測定中は常時、被験者の状態と血圧測定装置に表示される血圧値を目視観察する必要がなくなる。よって、医師や看護師は、心電計を機種の制約なく使用することが可能となった。また、今まで医師や看護師が拘束されていた血圧測定中の時間を、他の医療業務や臨床研究に回す事も可能になる。

本発明による血圧測定装置の学習機能を示した実施例１のフロー図である。本発明による血圧測定装置の学習機能を示した実施例２のフロー図である。本発明による血圧測定装置の構成を概略的に示すブロック図である。特許文献１に記載の実施例である。特許文献３に記載の表示方法の実施例である。

以下、本発明を実施するための形態について図面を参照して説明する。

図１は、本発明の請求項１に係る血圧測定装置の学習機能を示す一実施例であり、そのフロー図である。図１（ａ）はＥＣＧラグの学習機能を使用した時の本体のＣＰＵ３７の一連の流れを示すフロー図であり、図１（ｂ）はＥＣＧラグの学習機能自体の一連の流れを示すフロー図であり、図１（ｃ）はＥＣＧラグを測定する際にＫ音の位置とＲ波の位置をずらした時の様子を示した説明図である。図２は、本発明の実施例２に係る血圧測定装置の学習機能を示す一実施例であり、そのフロー図である。図３は、本発明の請求項１乃至３に係る血圧測定装置の構成を概略的に示したブロック図であり、本発明の血圧測定装置の動作の流れはこの図をもって説明する。図４及び図５は、前段で述べた特許文献１及び特許文献３に記載された測定装置の説明図である。

まず、図３に記載の本体４１の全体構造について大まかな概要を説明をする。図３において、３１はカフ、３２はマイク、３３はケーブル、３４は圧力センサ、３５は圧力制御部、３６はポンプ、３７はＣＰＵ、３８は心電信号入力部、３９は表示部、操作パネル、４０は外部入出力、４１は本体、本体ケース、４２は心電計、４３は心電センサ、４５は外部機器である。

ケーブル３３は、中空のチューブ状の空気回路機能及び電線機能を併せ持つケーブルである。カフ３１はケーブル３３にて本体４１の加圧ポンプ３６及び圧力センサ３４及び圧力制御部３５と接続し、加圧ポンプ３６及び圧力センサ３４及び圧力制御部３５は電気信号回路にてＣＰＵ３７と接続し、マイク３２はケーブル３３にて本体４１のＣＰＵ３７と接続する。圧力センサ３４にて測定され得られたカフ内圧の圧力信号及びマイク３２にて検出された血管から発生するＫ音を含む振動Ａの信号はＣＰＵ３７へ送られ処理されることで、ＣＰＵ３７はカフ内圧、Ｋ音強度、周波数スペクトル、最高血圧値、最低血圧値などのデータを得る。ＣＰＵ３７は表示部３９と接続し、前記各データを表示部３９に表示する。

心電センサ４３は心電計４２を本体４１の心電信号入力部３８に接続することでＣＰＵ３７と接続する。心電センサ４３から得られた信号は、Ｋ音を抽出するためのデータとして用い、得られた心拍数は、前記各データと共に表示部３９に表示する。また、外部機器４５は、メモリ増設用の機器や、別室でのモニタ機器であり、本体４１の外部入出力４０を通してＣＰＵ３７に接続する。

次に、図３に記載のカフ３１及びマイク３２について説明をする。カフ３１及びマイク３２は、ケーブル３３にて血圧測定装置の本体４１に接続されており、カフ３１とマイク３２を使用する時は、一体となり、被験者の血圧を測定する部位に巻きつけて使用する。この場合、別途専用の袋を設けてその中にカフ３１とマイク３２を挿入し事前に一体としてまとめておくと利便性が高い。

カフ３１の材質は、伸縮する樹脂又はゴム又は樹脂及びゴムの複合物からなり、カフ３１の大きさは、新生児、幼児、小児、成人、肥満者などによって使い分ける。なお、カフ３１の大きさの目安は、一般に公開され知られており、ＪＩＳＴ１１１５−２００５−５．４又はＪＩＳＴ４２０３−１９７６又はＷＨＯＥｘｐｅｒｔＣｏ
ｍｍｉｔｔｅｅの報告書又はＷＴＯ勧告による報告書などで確認ができる。

マイク３２には、ＥＣＭ（エレクトレットコンデンサマイクロホン）若しくはMEMSマイクなどの高精度マイク、又は圧電センサ若しくは歪みセンサなど応用した高精度振動センサを用い、被験者にカフ３１を巻いた時、血管から発生するＫ音を含む振動Ａを検出し易い位置にマイク３２を配置させる。

実際には、マイク３２の上からカフ３１を重ね合わせるように使用し、カフ３１の加圧を流用し、マイク３２が前記血管上若しくは血管近傍に固定されるようにするため、使用前からマイク３２をカフ３１の決められた配置に固定させておくと使用前後の脱着にて利便性が高い。

なお、検出性能を上げるため、マイク３２に使用する前記高精度マイク又は高精度振動センサを複数個使用し、複数個所に配置することもできる。また、使用時の利便性よりも性能を求める場合は、事前にマイク３２を被験者の血管上に配置させておき、後からカフ３１を被験者に巻く方法、若しくは、カフ３１を被験者に巻いた後にマイク３２をカフ３１と被験者の間に挿入する方法がある。

次に、図３に記載の本体４１の動作について説明をする。被験者にカフ３１及びマイク３２を装着させ、操作パネル３９の血圧測定開始ボタンにて測定開始信号を入力すると、ポンプ３６が動作しカフ３１に空気を送り込んで加圧される。カフ３１のカフ内圧は、圧力制御部３５によって制御され、安静時の標準的な測定では、加圧されて動脈を駆血する程度の一定の圧力値に達した後、ＣＰＵ３７により圧力制御部３５の急速排気弁及び比例制御弁を制御することで、減圧されて測定が完了する。なお、本発明の血圧測定装置では、前記振動Ａの検出は、前記加圧時又は前記減圧時のいずれかを選択することが可能で、初期設定時の切り換えによって変更できる。

実際には、予想以上に血圧が高い人の場合、前記圧力が動脈の駆血に不十分になることで、さらに追加で加圧したり、前記圧力が体動によって変化し過多になる場合は減圧したりする。この工程を繰り返すことで、安定に血圧測定ができるよう、ＣＰＵ３７を通じて圧力制御部３５とポンプ３６が制御され測定される。

運動中や体動が激しい場合、例えば、カフ３１を激しく動かすと、カフ３１が被験者の衣服や周囲の物とぶつかり、擦れることで、ノイズによる振動がマイク３２を通してＫ音と混在して振動Ａの信号として検出してしまう。

そこで、本発明の請求項１に記載の血圧測定装置では、このように外来ノイズが多く測定が困難な場合に心電信号を利用する。

一般に心電図トリガ法とは、心電図のトリガ（Ｒ波）を基準として一定時間遅れた時にゲートを開き（Ｋ音ラグ：Ｒ波からＫ音までの遅れ時間）、その後一定時間帯（ゲート時間）のデータを抽出する方法である。ＥＣＧラグとは、心電計から電気信号として出力されるＥＣＧ波形が実際のＥＣＧ波形からどれくらいの時間遅れが生じているかを表した遅れ時間のことをいう。

図３において、心電計４２を本体４１の心電信号入力部３８に接続し、心電センサ４３を被験者に取り付け、血圧測定を開始すると、心電センサ４３から検出された心電図トリガ（Ｒ波）がＣＰＵ３７に送られる。前記心電図トリガをゲート信号として利用し、心電図トリガから予測されるＫ音の発生時間を含むゲート時間を決めることで、そのゲート時間内に発生するＫ音を含む振動Ａの信号又は振動Ｂの信号からより高精度で安定したＫ音を含む振動信号を抽出することが可能になる。

また、得られた振動信号は、FFT解析を用いたスペクトル解析をすることで、周波数スペクトルを導出させることができ、より高精度の信号抽出が可能になる。

また、心電計４２が無い場合は、心拍センサ４４を被験者に取り付け本体４１と接続することで、心拍センサ４４から検出した心拍信号を前記心電信号の代わりとして用いることも可能である。

これら心電図トリガを使った測定方法は、外来ノイズが多く測定が困難な場合には、大変有効な方法であり、前述で説明した高精度で安定した血圧測定の性能をさらに向上させるものである。

しかし、その遅れ時間が未知の場合は、心電図トリガ法を正常に利用することができない。

そこで、本発明の請求項１にかかる血圧測定装置では、心電計のメーカによる差や心電計の個体差がどのようなものでも対処できるよう、心電信号との遅れ時間を自動で学習する機能を設けた。

以下、その機能について説明する。図１（ａ）において、ＥＣＧラグが既知であれば、測定が開始（Ｓ１１）されると既知のＥＣＧラグに合わせＥＣＧ波形をその時間分をずらす（Ｓ１４）ことによって血圧計算が行われ血圧値の決定（Ｓ１５、Ｓ３５）が行われる。血圧計算については、図２のフロー図において専用フィルタが無いものとして見た場合のフロー図となる。

一般的には、事前に各社心電計メーカ等と契約、事前協議若しくは事前確認等をした上で、ＥＣＧラグが既知の心電計を指定機種とすることで対処しているのが殆どである。一方、事前確認等をせず使用しようとすると、ＥＣＧラグは心電計測においては不必要なパラメータであるため、各社心電計メーカでは、ＥＣＧラグは公表及び保証もされておらず、ＥＣＧラグは未知の数値となる。未知の数値のままでは、心電図トリガ法は使用できない。かかる場合、使用する心電計のＥＣＧラグを実際に計測して取得することで対処できそうであるが、これは非常に困難な作業であるためその労力を鑑みると実際に計測し取得している者は、弊社以外では皆無に等しい。

最近は、心電計の性能向上が図られ非常に優秀な心電計も存在するが、前述したとおり、ＥＣＧラグに関しては、心電計にとっては全く関係のない特性であるため、実際に自身が発売する心電計のＥＣＧラグがどの値になるのか知らないというメーカも存在するくらいである。

本発明の請求項１にかかる血圧測定装置では、これらの問題点を解決するため、Ｒ波とＫ音の位置ずれを観測し、位置ずれの最適値を見つけ出すことにより心電信号の遅れ時間（ＥＣＧラグ）を決定することができるＥＣＧラグ測定手段を開発し、且つその測定結果は血圧測定の作業中に学習することで得られるようにした。

ＥＣＧラグ測定手段は、一度の測定で見つけ出すことは困難であるため、図１（ａ）の血圧測定（Ｓ１１〜Ｓ１５）の工程を数回実施することが必要である。まず、血圧測定で得られたＫ音（Ｓ２１）とＥＣＧ波形から得られたＲ波（Ｓ２２）からＥＣＧラグを比較評価し最適値を数点に絞り込む（Ｓ２３）。最適値は、被験者とカフ圧と心拍数によって変化するＫ音ラグも考慮した上で、実際のＲ波の位置をずらし、それを最適値とすれば良い。この最適値からさらにＥＣＧ波形をずらして評価値の高い点を数点取得し（Ｓ２３）、これを保存する（Ｓ２４）。

図１（ｃ）にその様子を示す。この図の上図は、Ｒ波の位置をずらす前の図であり、下図は、Ｋ音の位置を固定し、Ｒ波の位置をずらしていった時の図である。ここで、Ｒ波の位置をずらしながら、Ｋ音とＲ波の位置の重なり評価値を計算し、最適な評価値となる位置を見つけ出す。なお、重なり評価値は、Ｋ音とＲ波の位置情報の差分から評価計算式より導き出す。しかし、一回のみの測定で見つけた場合、当該位置の信頼性は高くないため、数回測定することが必要となる。また、その時に幅広く比較できるよう一回の測定で上位数点の評価値を残しておくと良い。この工程を複数回繰り返し、最終的に１つに絞り込む（Ｓ２６）ことができれば、学習完了となり、当該心電計固有のＥＣＧラグが決定（Ｓ２８）される。その後、決定したＥＣＧラグを用いてＥＣＧ波形を当該ラグ分ずらした後（Ｓ１４）、血圧計算（Ｓ１５）を行いその結果を表示部３９に表示する。

本発明では、さらに正確な評価を可能とするために、心拍数を変化させた上でも評価できる工程（心拍変化ＢＡＴ評価手段）をプログラム中に組み込んでいる。実際には、安静時に評価する安静時評価手段及び低負荷時（軽い運動）に評価する低負荷評価手段を設け、安静時及び低負荷時（軽い運動）において前述した血圧測定とＥＣＧラグの学習を行う。Ｓ２３で取得した複数の候補には、真のＥＣＧラグと、偽のＥＣＧラグ（真のＥＣＧラグ±ＲＲ間隔の倍数）が含まれており、心拍数が変わらない（ＲＲ間隔が変わらない）とこれらの候補も変わらない。しかし、低負荷時にも学習を行うと、真のＥＣＧラグは変わらないが、心拍数（ＲＲ間隔）が変わるために偽のＥＣＧラグは安静時とは別の値となり、真のＥＣＧラグを精度良く学習することが可能となる。なお、前記の低負荷評価手段は、あらためて別途工程を追加する必要はなく、通常の運動負荷測定中で行える。

実際にこの手段を用いて評価を行うと、一人当たり、２〜６回の血圧測定でＥＣＧラグの真値が得られることが判った。これまでＥＣＧラグが未知であった時の対処方法を考えると、ＥＣＧラグの取得について飛躍的に工数が削減され、さらに心電計の機種指定が不要となることであらゆる制約から解放される。よって、本発明は、このような事からも、これまでに無い画期的な手段であり機能であることが判る。

学習機能の流れを抜粋すると、図１（ｂ）に示すものとなる。血圧振動からＫ音を検出（Ｓ２１）し、ＥＣＧ波形からＲ波を検出（Ｓ２２）する。Ｋ音とＲ波の位置からＥＣＧラグとする遅れ時間の評価値を計算し、評価値の高い点を数点取得し（Ｓ２３）、ＣＰＵ３７に書き込む（Ｓ２４）。その後、過去の遅れ時間候補を読み出し（Ｓ２５）、候補が１つに絞れるか否かで学習完了か否かを決定（Ｓ２６、Ｓ２７、Ｓ２８）する。図１（ｂ）に示す学習機能の流れが図１（ａ）のＥＣＧラグの学習（Ｓ１３）部分にあたる。なお、学習完了（Ｓ２８）した場合は、再度学習ループ（Ｓ１３）には入らない（Ｓ１２）。また、心電計の製造メーカ、機種、設定条件毎で異なる値となるため、この機能を有効活用しようとした場合は、心電計や被験者の組み合わせ毎、何らかの変更があった毎に、このような学習（Ｓ１１〜１５）を繰り返すことが好ましい。

なお、前述した被験者によって変化するＫ音ラグを考慮する方法の一例として、特許文献特開平０７−２６５２７４号公報を挙げられる。ただし、本発明では、Ｋ音ラグにおいてもＥＣＧラグと同様に、前述した又は後述する自動学習機能を設けている。

以上のように、請求項１に記載の学習機能によって得られたＥＣＧラグを利用することで、ノイズを含む振動信号から精度の高いＫ音を抽出することが可能になり、高精度で安定した血圧測定が可能となった。このことで、心電計毎の固有の問題であったＥＣＧラグの問題が解消されると共に、測定中は常時、被験者の状態と血圧測定装置に表示される血圧値を目視観察する必要がなくなり、今まで医師や看護師が拘束されていた血圧測定中の時間を、他の医療業務や臨床研究に回す事が可能になる。

本発明の実施例２における血圧測定装置では、前述と同様に心電図トリガ法を用いるが、さらにノイズに対するフィルタリング機能を向上させるために、事前に被験者の安静時の血圧測定を実施し、そのデータを解析し得られた前記被験者特有のＫ音の特徴をＣＰＵ３７に学習させた上で、運動中や体動が激しい場合の血圧測定を実施する機能を備えている。なお、当初の初期状態は標準的な値を設定しているので、実際に安静時の血圧測定を実施しなくても測定に支障はないが、可能な限り安静時のデータを事前に入手しておく方が好ましい。この機能により、測定中は
常時、前記学習機能が繰り返し動作しているため、血圧を測定すればするほど得られる血圧値は高精度で安定した真値に近づいていく。

図２にその学習機能のフロー図を示す。また機器本体４１の動作については図３を基に説明する。マイク３２により検出された振動Ａの信号（Ｓ３１）は、第１のフィルタ（バンドパスアナログフィルタ）で処理され、Ａ／Ｄ変換器によりデジタル変換されＣＰＵ３７に送られた後、第２のフィルタ（ＦＩＲフィルタ、有限インパルス応答フィルタ）において、被験者に対する過去の測定で得られたＫ音の周波数スペクトルに応じて形成された専用フィルタが読み出され（Ｓ３２）、専用フィルタが一定時間形成（Ｓ３３）され処理されることで、振動Ｂの信号が抽出（Ｓ３３）される。振動Ｂの信号の大きさからＫ音強度が導出され、振動Ｂの信号をＦＦＴ（高速フーリエ変換）解析を用いたスペクトル解析（Ｓ３４）をすることで、周波数スペクトルが導出される。そして、血圧値の決定（Ｓ３５）が行われる。一方、その後、前記周波数スペクトルはＣＰＵ３７に記憶され再度新たな専用フィルタとして形成（Ｓ３６、Ｓ３７）される。

なお、圧力センサ３４によって測定され得られた圧力信号は、前記第１のフィルタを通りＣＰＵ３７に送られた後、前記第２のフィルタ（Ｓ３２）によって、カフ３１のカフ内圧として導出される。

また、本発明にかかる請求項１に記載の血圧測定装置では、前述した心電図トリガ法における遅れ時間及びゲート時間も、実施例２に記載の学習機能（Ｓ１３）を利用して決めることもできる。かかる場合、図１（ａ）のフロー図において血圧計算にかかる作業中に図２のフロー図が包含される。

以上のように、実施例２に記載の学習機能によって得られたＫ音の特徴を参酌して繰り返し処理することで、ノイズを含む振動信号から精度の高いＫ音を抽出することが可能になり、高精度で安定した血圧測定が可能となった。このことで、測定中は常時、被験者の状態と血圧測定装置に表示される血圧値を目視観察する必要がなくなり、今まで医師や看護師が拘束されていた血圧測定中の時間を、他の医療業務や臨床研究に回す事が可能になる。

一方、事前に操作パネル３９から測定時間設定を入力し、自動的に測定開始及び測定停止する機能を付けることで、長時間の血圧測定が可能になる。例えば、血圧測定を１分間隔で実施し、それを６０分間連続で繰り返し測定するなどの設定である。高精度で安定した測定に加え、この機能を用いることで、医師や看護師が血圧測定に拘束されることがなくなり、今まで医師や看護師が拘束されていた血圧測定中の時間を、他の医療業務や臨床研究に回す事が可能になる。

さらに、外部入出力４０を使用し、ＣＰＵ３７に蓄積するデータが一杯にならないよう、外部機器４５にデータ保存用のメモリを増設したり、別室にあるモニタに本体４１の画面表示をしたり、データをテレメータ等で出力することで、別室での血圧測定の管理が可能になる。

被験者の生体データを測定し診断する上で、血圧値の高精度で安定した性能は必須である。本発明の血圧測定装置は、Ｋ音について信頼性が高い様々なデータを医師や看護師に提供することができるため、今後の医学発展に十分貢献する機器と考える。

なお、前述の実施例では、聴診法を用いた血圧測定装置を主に記載したが、オシロメトリック法を用いた血圧測定装置でも、同様の事が可能である。

３１カフ３２マイク３３ケーブル３４圧力センサ３５圧力制御部３６ポンプ３７ＣＰＵ３８心電信号入力部３９表示部、操作パネル４０外部入出力４１本体、本体ケース４２心電計４３心電センサ４４心拍センサ４５外部機器

Claims

被験者の血管を圧迫するために装着されるカフと、前記カフ内に空気を注入又は排出することによって前記カフ内を加圧又は減圧する圧力制御機能と、前記カフ内の圧力を測定するカフ内圧測定機能と、前記カフ内の加圧時又は減圧時に前記血管から発生する振動Ａを検出する振動Ａ検出機能と、前記振動Ａからノイズを除去し振動Ｂを抽出する振動Ｂ抽出機能と、前記振動Ｂの振動強度を得る振動強度導出機能と、前記被験者の心電信号を検出する心電信号検出機能と、前記心電信号を用いた心電図トリガ法によって前記振動Ａ又は前記振動Ｂを抽出する心電同期機能と、を設けた血圧測定装置において、前記振動Ａ又は前記振動Ｂを抽出する際に必要とするパラメータに自動学習機能を設け前記必要とするパラメータが心電計固有のＥＣＧラグであり、前記自動学習機能にＥＣＧラグ測定手段を設けたことを特徴とする血圧測定装置。