JP6410621B2 - 測定装置、測定方法、及びプログラム - Google Patents

Description

本発明は測定装置、測定方法、及びプログラムに関し、特に呼吸性変動に関する測定装置、測定方法、及びプログラムに関する。

Pulsus Paradoxus（以下、ＰＰと記載する。）は、１０ｍｍＨｇを超える収縮期血圧の呼吸性変動と定義されている。ＰＰは、喘息、ＣＯＰＤ（Chronic Obstructive Pulmonary Disease）、心タンポナーデ等の判定に用いられる（非特許文献１）。例えば急性喘息に関するガイドラインであるＮＡＥＰＰ（National Asthma Education and Prevention Program）では、１２ｍｍＨｇを超えるＰＰは、病院での加療なレベルと定義されている（非特許文献２）。

このようにＰＰの検出は、喘息等の判定において重要視されている。そのため、呼吸性変動の測定値を正確に検出することは非常に重要となる。以下、呼吸性変動の測定手法について説明する。

第１の手法としてコロトコフ音を用いる測定方法が挙げられる。この方法は、聴診法による血圧測定において、コロトコフ音が聞こえ始めるカフ圧の呼気相と吸気相の差を測定することによって呼吸性変動を算出する。しかしながらこの方法では、診察する医師の技量が必要であり、また精度が低いという問題がある（非特許文献２、３）。

非特許文献２は、また非侵襲的連続血圧計を用いた呼吸性変動の測定手法も開示している。当該手法では、連続血圧計として実用されているトノメトリ法や容積補償法を用いる。しかしながらトノメトリ法や容積補償法はセンサ構造や圧力制御方法が複雑な装置を要し、これ等の装置は非常に高価である。そのためトノメトリ法や容積補償法は、広く普及するに至っていない。

また非特許文献４は、パルスオキシメータにより取得した末梢容積脈波を用いて呼吸性変動を測定する方法を開示している。しかしながら当該方法は、脈波振幅に対する呼吸性変動の比率を求めるものであり、圧力単位に換算した測定値を得られるものではない。呼吸性変動が圧力単位の測定値で算出されないため、医師は診断方針の判定に当該手法を使用することが困難である。また当該方法で算出した呼吸性変動の値は、市販の容積補償法による連続血圧計によって算出した呼吸性変動の値よりも、侵襲的手法（観血的手法）で算出した呼吸性変動の値に対する相関が悪い。

特許文献１は、容積脈波の呼吸性変動を圧力換算した測定値として算出する装置を開示している。当該装置は、ＰＰの測定値が分かっている脈波波形を予め定義しておく（特許文献１段落００３９等）。そして当該装置は、この予め定義した脈波波形と、被験者から測定した脈波波形と、を比較することによってＰＰの測定値を算出している。

特表２００２−５２４１７７号公報 特開２０１２−４００８８号公報

Bandinelli G, et al, "Pulsus Paradoxus: an inderused tool", Intern Emerg Med(2007) 2: p.33-35 James Rayner, et al, "Continuous Noninvasive Measurement of Pulsus Paradoxus Complements Medical Decision Making in Assessment of Acute Asthma Severity", Chest. 2006 Sep; 130(3): p.754-65 Gregory D. Jay, et al, "Analysis of Physician Ability in the Measurement of Pulsus Paradoxus by Sphygmomanometry", Chest.2000; 118(2): p.348-352 Dale W. Steele, et al, "Continuous Noninvasive Determination of Pulsus Paradoxus: A Pilot Study", ACADEMIC EMERGENCY MEDICINE, OCT 1995, VOL.2/No 10, p.894-900 嶋津秀昭、健康を支える医療機器 簡単で奥の深い血圧測定、Clin Eng ９巻１号、Ｐ２６−３３ ベッドサイドモニタ BSM-1700 シリーズ ライフスコープPT、[online]、平成２７年１月１３日検索]、インターネット<URL: http://www.nihonkohden.co.jp/iryo/products/monitor/01_bedside/bsm1700.html> Kirk H. Shelley, "Photoplethysmography: Beyond the Calculation of Arterial Oxygen Saturation and Heart Rate", International Anesthesia Research Society, Vol.105, No. 6, December2007, S31-S36

上述のように特許文献１の装置は、予めＰＰの測定値と関連付けられた脈波波形を定義して記憶する構成である。しかしながら予めＰＰの測定値と脈波波形を関連付けて定義することは困難である。すなわち特許文献１では事前の較正処理が必要となるが、この較正処理は困難である。

また上述（非特許文献２）のように連続血圧波形計測（トノメトリ法、容積補償法）を応用した手法は、高価で複雑な装置が必要となってしまう。

本発明は、このような問題を鑑みてなされたものであり、事前の較正を行うことなく、安価な構成で呼吸性変動の圧力換算値を算出することができる測定装置、測定方法、及びプログラムを提供することを主たる目的とする。

本発明にかかる測定装置の一態様は、
被験者の脈圧を算出する血圧算出部と、
前記被験者の脈波を測定する脈波測定部と、
前記脈圧と、所定期間における前記脈波の振幅と、に基づいて前記被験者の呼吸性変動の圧力値を算出する呼吸性変動算出部と、
を備える、ものである。

脈波の振幅と血圧の変化との間には関連性が認められる。上記の測定装置は、この性質に鑑みて、脈圧と脈波（例えばカフ圧脈波）を用いて呼吸性変動の圧力値を算出する。脈圧は一般的なオシロメトリック法等で算出する収縮期血圧と拡張期血圧の差で表される。また脈波は、一般的なカフを用いた血圧計やパルスオキシメータ等で容易に取得可能である。測定装置は、この脈圧や脈波を測定する一般的な構成のみで呼吸性変動の圧力値を算出することができる。換言すると測定装置は、事前の較正や複雑な処理を伴うことなく呼吸性変動の圧力値を算出するため、より実用的な測定を行うことができる。

なお本発明は測定方法やプログラムとしても捉えることができる。本発明にかかる測定方法の一態様は、
被験者の脈圧を算出する血圧算出ステップと、
前記被験者の脈波を測定する脈波測定ステップと、
前記脈圧と、所定期間における前記脈波の振幅と、に基づいて前記被験者の呼吸性変動の圧力値を算出する呼吸性変動算出ステップと、
を含む、ものである。

本発明にかかるプログラムの一態様は、
コンピュータに、
被験者の脈圧を算出する血圧算出ステップと、
前記被験者の脈波を測定する脈波測定ステップと、
前記脈圧と、所定期間における前記脈波の振幅と、に基づいて前記被験者の呼吸性変動の圧力値を算出する呼吸性変動算出ステップと、
を実行させる、ものである。

本発明は、事前の較正を行うことなく、安価な構成で呼吸性変動の圧力換算値を算出することができる測定装置、測定方法、及びプログラムを提供することができる。

実施の形態１にかかる測定装置１の構成を示すブロック図である。 カフ圧の変化とカフ圧の変動の関係を示す概念図である。 動脈血管の圧力と容積の関係を模式的に示す図である。 印加圧を約４５ｍｍＨｇに保った際のカフ圧を示す図である。 カフ圧をフィルタ処理して取得したカフ圧脈波（図４点線部に対応）を示す図である。 カフ圧をフィルタ処理して取得したカフ圧脈波（図４点線部に対応）を示す図である。 実施の形態１の測定装置１の一連の処理におけるカフ圧の推移を示す図である。 実施の形態２にかかる測定装置１の構成を示すブロック図である。

＜実施の形態１＞
以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。図１は、本実施の形態にかかる測定装置の構成を示すブロック図である。測定装置１は、血圧算出部１１、圧力制御部１２、脈波測定部１３、呼吸性変動算出部１４、表示部１５、及び報知部１６を備える。測定装置１は、例えば生体情報モニタ、医用テレメータ、心電計等であればよい。

カフ２１は、被験者の所定部位（好適には上腕）に取り付けられる。圧力制御部１２は、カフ２１を用いた一般的な血圧測定（例えばオシロメトリック法による血圧測定）と同様の加減圧の制御を行う。血圧算出部１１は、一般的なオシレーション法等により収縮期血圧及び拡張期血圧を算出する。そして血圧算出部１１は、収縮期血圧から拡張期血圧を減算することにより脈圧を算出する。血圧算出部１１は、算出した脈圧の測定値を呼吸性変動算出部１４に供給する。

脈波測定部１３は、被験者の脈波を非侵襲的に測定する。圧力制御部１２は、脈波測定中にカフ２１を一定値の加圧力に保つ。カフ２１に印加される圧力は、被験者の拡張期血圧以下であって静脈の脈波成分を含まない範囲の圧力（例えば４０〜５０ｍｍＨｇ）の一定値である。被験者の拡張期血圧以下の圧力とは、５０ｍｍＨｇ以下の圧力である。この環境下で脈波測定部１３は、カフ圧を検出する。ここでカフ圧には、被験者の脈波が重畳されている。脈波測定部１３は、検出したカフ圧に対して信号処理を行うことにより、カフ圧に重畳された脈波（以下、この脈波をカフ圧脈波と記載する。）を取得する。脈波測定部１３は、取得したカフ圧脈波を呼吸性変動算出部１４に供給する。

呼吸性変動算出部１４は、脈圧とカフ圧脈波の変動及び振幅を用いて呼吸性変動の圧力値を算出する。呼吸性変動の圧力値の算出の原理について以下に説明する。はじめに一般的なオシロメトリック法による血圧測定の原理について図２及び図３を参照して説明する。

図２は、カフ圧の変化とカフ圧脈波の変動の関係を示す概念図である。圧力制御部１２は、収縮期血圧を超える圧力から拡張期血圧を下回る圧力の範囲でカフ２１による印加力を変化させる。カフ圧に重畳するカフ圧脈波の振幅は、収縮期血圧に達した点で大きくなり、この後さらに振幅を増した後に再び減少する。そしてカフ圧脈波の振幅は、拡張期血圧付近で急に小さくなる。血圧算出部１１は、このカフ圧脈波の変動パターンを検出して収縮期血圧及び拡張期血圧を算出する。ここでカフ圧脈波の振幅の変動は、動脈血管の容積変化の大きさを反映したものとなる。

図３（非特許文献５を引用）は、動脈血管の圧力と容積の関係を模式的に示す図である。図の縦軸は血管内圧を示し、横軸は動脈血管容積を示す。カフ２１の印加圧が拡張期血圧よりも大きい場合、印加圧以下の内圧の血管が閉塞する。そのため、動脈血管容積の変化は、不連続な波形となる。よって（血圧からカフ圧を引いた値）と（動脈血管容積）の関係は、図３で示すように非線形の関係となる。

しかしカフ２１の印加圧が拡張期血圧よりも小さい場合、動脈血管容積の変化は血圧波形と近い形となる。そのためカフ２１の印加圧が拡張期血圧よりも小さい範囲（図３Ｄまたは図３Ｅ）では、動脈血管容積の変化と血圧変化は概ね線形の関係となる。

ところでカフ圧脈波の変動は、動脈血管容積の変化によってカフ容積が変化したことによって生じる。ここでカフ圧をＰ、カフ容積をＶ、動脈血管容積の変化によるカフ容積変化をΔＶ、カフ圧脈波の振幅をΔＰとすると、ボイルシャルルの法則から下記の式（１）が成立する。

ΔＰ及びΔＶはＰ及びＶと比べて値が小さい。そのため上記の式（１）においてΔＰ×ΔＶの項を無視しても影響は少ない。そのため、以下の式（２）及び式（３）が概ね成り立つ。

式（２）及び式（３）においてＰ及びＶが一定とすると、ΔＰはΔＶに比例する。すなわちカフ圧脈波の振幅ΔＰは、動脈血管容積の変化と相似の関係とみなすことができる。

以上の説明をまとめると以下のようになる。
（特性１）動脈血管容積の変化と血圧の変化は（カフ圧が拡張期血圧以下の範囲では）概ね線形の関係となる。
（特性２）カフ圧脈波の振幅は、動脈血管容積の変化と相似の関係になる。

上記の２つの特性を鑑みると、カフ圧脈波の振幅と血圧の変化との間には関連性が認められる。そこで呼吸性変動算出部１４は、カフ圧脈波と脈圧（血圧値）を用いて呼吸性変動の圧力値を算出する。図４及び図５を参照して詳細を説明する。

図４は、印加圧を約４５ｍｍＨｇに保った際のカフ圧を示す図である。脈波測定部１３は、このカフ圧を約１分間取得して呼吸性変動算出部１４に供給する。図４の点線部に示すように、カフ圧の変動が生じている。

図５は、図４に示すカフ圧をフィルタ処理して取得したカフ圧脈波（図４点線部に対応）を示す。１心拍中に現れる最も高い圧力が最高血圧（収縮期血圧）であり、最も低い圧力が最低血圧（拡張期血圧）である。また脈圧は、収縮期血圧と拡張期血圧との差である。そのため図中の振幅ａは、１心拍における圧力差、すなわち脈圧に対応する振幅となる。そして図中の振幅ｂは、呼吸の影響により変動した圧力値に相当する。そこで呼吸性変動算出部１４は、脈圧の値と、脈波の変動及び振幅の大きさと、を用いて呼吸性変動の圧力値を算出する。呼吸性変動算出部１４は、詳細な算出例として、脈圧の値と比率Ｘ（呼吸性変動の対脈圧比）を用いた以下の式（４）を用いて呼吸性変動の圧力値（ＲＦ）を算出する。以下の式（４）において、Ｐｓｙｓを被験者の収縮期血圧、Ｐｄｉａを被験者の拡張期血圧とする。

ここで呼吸性変動算出部１４は、図示するような呼吸周期を検出し、一呼吸周期内の振幅を用いて呼吸性変動の圧力値を算出することが好ましい。換言すると呼吸性変動算出部１４は、一呼吸周期内において上述の振幅ａ及び振幅ｂを検出することが望ましい。これにより呼吸性変動算出部１４は、ある一呼吸に由来する呼吸性変動の圧力値を正確に取得することができる。

被験者の呼吸周期は、例えば被験者に人工呼吸器が取り付けられている場合、人工呼吸器の制御値から取得すればよい。また医師等が被験者の呼吸周期を外部から入力する構成であってもよい。また測定装置１が呼吸周期を計測できる機能を有している場合、当該機能により取得した呼吸数により呼吸周期を特定してもよい。また呼吸性変動算出部１４は、カフ圧脈波の変動パターンを検出し、検出した変動パターンに応じて呼吸周期を特定してもよい。

なお呼吸周期の検出を行うことにより処理量が多少増加するため、呼吸周期を算出せずに呼吸性変動の圧力値を算出することも勿論可能である。例えば呼吸性変動算出部１４は、経過時間２５秒〜４５秒の間においてカフ圧脈波が最小値となった振幅と、経過時間２５秒〜４５秒におけるカフ圧脈波の最大値と、を上述の式（４）に代入することによって呼吸性変動の圧力値を算出してもよい。

なお比率の算出方法は、図５に示す振幅ａと振幅ｂを用いた比率Ｘの算出に限られない。図６を参照して、上記の式（４）内の比率Ｘの算出方法のバリエーションを説明する。図６は、一呼吸周期におけるカフ圧脈波を拡大表示した図である。

前述のように呼吸性変動算出部１４は、カフ圧脈波の最小値（ｙ１）に関する振幅ａと、カフ圧脈波の最大値（ｙ２）から振幅ａの上限値を減算して算出した振幅ｂと、を基に比率Ｘ＝（ｂ／ａ）を算出する。そして呼吸性変動算出部１４は、この比率Ｘ＝（ｂ／ａ）に脈圧を乗算することにより呼吸性変動の圧力値を算出する。

また呼吸性変動算出部１４は、カフ圧脈波の最大値（ｙ２）に関する振幅ａ’と、振幅ａ’の下限値からカフ圧脈波の最小値（ｙ１）を減算して算出した振幅ｂ’と、を基に比率Ｘ＝（ｂ’／ａ’）を算出してもよい。そして呼吸性変動算出部１４は、この比率Ｘ＝（ｂ’／ａ’）に脈圧を乗算することにより呼吸性変動の圧力値を算出してもよい。

さらに呼吸性変動算出部１４は、カフ圧脈波の最大値（ｙ２）、カフ圧脈波の最小値（ｙ１）、及び任意の一振幅ａ’’の圧力値を用いて脈圧に乗算する比率Ｘを算出してもよい。つまり呼吸性変動算出部１４は、比率Ｘ＝（（ｂ１＋ｂ２）／ａ’’）を算出し、これに脈圧を乗算してもよい。

すなわち呼吸性変動算出部１４は、所定期間（好適には一呼吸周期）におけるカフ圧脈波の振幅の最大値（第１圧力値）、最小値（第２圧力値）、及び一振幅の圧力値（第３圧力値）を用いて式（４）における比率Ｘ＝（ｂ／ａ）を算出する。ここで分子となる振幅ｂについて、以下の式（５）が成立する。

なお上述の第２圧力値は、外れ値の影響を除外するために、所定期間におけるカフ圧脈波の振幅のうちでピークが２番目に小さな値となっている振幅の下限値（例えば図６におけるｙ３）等であってもよい。第１圧力値についても同様である。つまり呼吸性変動算出部１４は、脈圧に対応する振幅の大きさと呼吸性変動に対応する変動幅との関係（上述の例では比率）を算出し、当該関係を用いて呼吸性変動の圧力値を算出すれば良い。

また呼吸性変動算出部１４は、式（４）において分子として用いる一振幅ａの圧力値を統計的に算出することが望ましい。例えば呼吸性変動算出部１４は、一呼吸周期に含まれる各振幅の圧力値の平均値または中央値を式（４）において用いる一振幅ａの圧力値とする。これにより外れ値の影響を除外することが可能になるため、呼吸性変動算出部１４はより正確に呼吸性変動の圧力値を算出できる。

なお式（４）はあくまでも一例であり、呼吸性変動算出部１４は脈圧とカフ圧脈波の振幅により被験者の呼吸性変動の圧力値を算出すればよい。例えば呼吸性変動算出部１４は、式（４）を用いて算出した値に対して補正値を乗算（または加算）する等して呼吸性変動の圧力値を算出してもよい。

続いて図７を参照して脈圧、カフ圧脈波、及び呼吸性変動の算出の流れを説明する。図７（Ａ）は一連の処理におけるカフ圧の推移を示す図であり、図７（Ｂ）はカフ圧脈波の推移を示す図である。はじめに血圧算出部１１は、圧力制御部１２を介して被験者の所定部位（例えば上腕）をカフ２１により昇圧する。血圧算出部１１は、このカフ２１の昇圧中に生じるオシレーションを検出することにより収縮期血圧及び拡張期血圧を検出する。すなわち血圧算出部１１は、脈波の測定前に脈圧を算出する。なお図７において血圧算出部１１は、直線加圧測定（特許文献２）を用いて収縮期血圧及び拡張期血圧を算出している。血圧算出部１１は、減圧測定方式を用いて収縮期血圧及び拡張期血圧を算出してもよい（非特許文献６）。血圧算出部１１は、算出した収縮期血圧及び拡張期血圧を基に脈圧を算出する。

圧力制御部１２は、血圧算出部１１による脈圧の算出後にカフ圧を減圧する。ここで圧力制御部１２は、血圧算出部１１が算出した拡張期血圧以下であり、かつ静脈圧よりも高いと想定される所定値にカフ圧を設定する。ここで静脈圧よりも高いと想定される圧力は、１０ｍｍＨｇ以上である。静脈圧よりも高いカフ圧に設定することにより、カフ圧脈波から静脈圧の影響をキャンセルすることができる。静脈圧の影響をキャンセルすることにより、測定装置１は静脈圧の影響を受けない精度の高い呼吸性変動の圧力値を算出することができる。図７において圧力制御部１２は、約４０ｍｍＨｇ程度にカフ圧を設定して加圧している。脈波測定部１３は、このカフ圧設定後にカフ圧脈波を測定する。呼吸性変動算出部１４は、カフ圧脈波と脈圧を用いた上述の手法で呼吸性変動の圧力値を算出する。

図７に示すように測定装置１は、血圧測定（収縮期血圧、拡張期血圧、及び脈圧）と呼吸性変動の圧力値測定を連続的に実行している。連続して測定を行うことにより、２種類の測定を短時間で行うことができる。また図７（Ａ）及び図７（Ｂ）に示すように測定装置１は、血圧測定後に脈波の測定を行っている。上述の特性１に示すようにカフ圧が拡張期血圧以下の範囲において、動脈血管容積の変化と血圧の変化が線形となる。血圧測定後に脈波を測定する場合、圧力制御部１２はカフ圧を拡張期血圧以下の範囲に正確に設定できる。これにより呼吸性変動算出部１４は、より正確な呼吸性変動の圧力値を算出することができる。

再び図１を参照する。表示部１５は、呼吸性変動算出部１４が算出した呼吸性変動の圧力値を表示する。表示部１５は、例えば測定装置１の筐体上に設けられた液晶ディスプレイ等であればよい。表示部１５は、呼吸性変動の圧力値が異常値（または異常値に近い値）の場合には表示色等を変えるなどして医師等に報知する。

報知部１６は、各パラメータの測定値が異常値（または異常値に近い値）の場合にアラーム音を出力する。例えば報知部１６は、呼吸性変動算出部１４が算出した呼吸性変動の圧力値が１２ｍｍＨｇ以上である場合にはアラーム音を出力する。

続いて本実施の形態にかかる測定装置１の効果について説明する。上述のようにカフ圧脈波の振幅と血圧の変化との間には関連性が認められる。測定装置１は、この性質に鑑みて、脈圧と脈波（本実施の形態ではカフ圧脈波）を用いて呼吸性変動の圧力値を算出する。脈圧は一般的なオシロメトリック法等で算出する収縮期血圧と拡張期血圧の差で表される。また脈波は、一般的なカフを用いた血圧計等で容易に取得可能である。測定装置は、この脈圧や脈波を測定する一般的な構成のみで呼吸性変動の圧力値を算出することができる。換言すると測定装置は、事前の較正や複雑な処理を伴うことなく呼吸性変動の圧力値を算出するため、より実用的な測定を行うことができる。

＜実施の形態２＞
次に実施の形態２にかかる測定装置について説明する。実施の形態２にかかる測定装置１は、パルスオキシメータの原理を用いて脈波を取得することを特徴とする。以下、実施の形態１と異なる点を説明する。なお以下の説明において、実施の形態１と同一の符号及び名称を付した処理部は、特に説明しない限り実施の形態１と同様の処理を行うものとする。

本実施の形態にかかる測定装置１は、パルスオキシメータの原理により取得した末端光電脈波を用いて呼吸性変動の圧力値を算出する構成である。末端光電脈波は、容積脈波である。ここで末端光電脈波は、血圧との相似関係があることが知られている（非特許文献７）。そのため測定装置１は、パルスオキシメータの原理により取得した末端光電脈波を実施の形態１のカフ圧脈波と同等に扱って呼吸性変動の圧力値を算出する。

図８は、本実施の形態にかかる測定装置１の構成を示すブロック図である。本実施の形態にかかる測定装置１は、脈波を測定する動脈血酸素飽和度（ＳｐＯ２）用のプローブ２２と接続する構成である。

プローブ２２（パルスオキシメータプローブ）は、被験者の指先や耳朶等に取り付けられる。プローブ２２は、発光部と受光部を有している。プローブ２２は、一般的なパルスオキシメータの原理により動脈血酸素飽和度（ＳｐＯ２）を測定する。一般的な動脈血酸素飽和度（ＳｐＯ２）の測定中には、測定部位に対する強い装着圧を避けるべきである。これは、発光による若干の発熱と相まって被験者の身体的な負担が大きくなる可能性があるためである。

そこで脈波測定部１３は、脈波の測定中にのみ被験者の装着位置を加圧するようにプローブ２２を制御する。プローブ２２は、例えば被験者との接触面に空気袋等を有する。脈波測定部１３は、当該空気袋に空気を流入することにより加圧を行えばよい。ここで脈波測定部１３は、加圧力が拡張期血圧以下であり静脈圧以上となるように制御する。これにより脈波測定部１３は、静脈血の影響がキャンセルされた脈波を取得することができる。

呼吸性変動算出部１４による処理は実施の形態１と同様であるため、詳細な説明は省略する。

続いて本実施の形態にかかる測定装置１の効果について説明する。上述のように末端光電脈波は、容積脈波の一種である。そこで本実施の形態にかかる測定装置１は、末端光電脈波を用いて呼吸性変動の圧力値を算出する。末端光電脈波の測定は、一般的なパルスオキシメータの原理により非侵襲で短時間に行うことができる。そのため本実施の形態にかかる測定装置１も、脈圧や脈波を測定する一般的な構成のみで呼吸性変動の圧力値を算出することができる。

また脈波測定部１３は、脈波の測定中にのみプローブ２２が被験者の所定部位を加圧するように制御する。これにより、被験者の所定部位（主に指先）の負担を最小限にすることができる。

以上、本発明者によってなされた発明を実施の形態に基づき具体的に説明したが、本発明は既に述べた実施の形態に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々の変更が可能であることはいうまでもない。

上述の説明では脈波測定にカフやＳｐＯ２プローブを用いる例を説明したが、被験者の脈波を測定できるものであれば他の手法を用いてもよい。また血圧算出部１１は脈圧を拡張期血圧と収縮期血圧から算出するものとして説明したが、血圧算出部１１は拡張期血圧及び収縮期血圧のいずれか一方から脈圧を推定するような構成であってもよい。

なお上述の血圧算出部１１、脈波測定部１３、及び呼吸性変動算出部１４の処理は、測定装置１内で動作するコンピュータプログラムとして実現することができる。ここでプログラムは、様々なタイプの非一時的なコンピュータ可読媒体（non-transitory computer readable medium）を用いて格納され、コンピュータに供給することができる。非一時的なコンピュータ可読媒体は、様々なタイプの実体のある記録媒体（tangible storage medium）を含む。非一時的なコンピュータ可読媒体の例は、磁気記録媒体（例えばフレキシブルディスク、磁気テープ、ハードディスクドライブ）、光磁気記録媒体（例えば光磁気ディスク）、ＣＤ−ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＣＤ−Ｒ、ＣＤ−Ｒ／Ｗ、半導体メモリ（例えば、マスクＲＯＭ、ＰＲＯＭ（Programmable ROM）、ＥＰＲＯＭ（Erasable PROM）、フラッシュＲＯＭ、ＲＡＭ（random access memory））を含む。また、プログラムは、様々なタイプの一時的なコンピュータ可読媒体（transitory computer readable medium）によってコンピュータに供給されてもよい。一時的なコンピュータ可読媒体の例は、電気信号、光信号、及び電磁波を含む。一時的なコンピュータ可読媒体は、電線及び光ファイバ等の有線通信路、又は無線通信路を介して、プログラムをコンピュータに供給できる。

１ 測定装置
１１ 血圧算出部
１２ 圧力制御部
１３ 脈波測定部
１４ 呼吸性変動算出部
１５ 表示部
１６ 報知部
２１ カフ
２２ プローブ

Claims (11)

1. 被験者の脈圧を算出する血圧算出部と、
   前記被験者の脈波を測定する脈波測定部と、
   所定期間における前記脈波の最大値、最小値、及び前記脈波内の一振幅の圧力値、を用いて呼吸性変動の対脈圧比を算出し、前記対脈圧比に前記脈圧を乗算した値に基づいて前記呼吸性変動の圧力値を算出する呼吸性変動算出部と、
   を備える測定装置。
2. 前記脈波内の一振幅の圧力値は、前記所定期間における前記脈波の各振幅の平均値または中央値である、ことを特徴とする請求項１に記載の測定装置。
3. 前記所定期間は、前記被験者の一呼吸周期とする、ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の測定装置。
4. 前記脈波測定部は、静脈圧よりも高いと想定される圧力以上で前記被験者の所定部位を加圧している間に前記脈波を測定する、ことを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の測定装置。
5. 前記血圧算出部は、前記被験者の所定部位をカフにより加圧して算出した収縮期血圧及び拡張期血圧を基に前記脈圧を算出する、ことを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の測定装置。
6. 前記血圧算出部は、前記脈波の測定前に前記脈圧を算出し、
   前記脈波測定部は、前記脈圧の算出に連続して前記脈波の測定を行う、ことを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の測定装置。
7. 前記脈波測定部は、前記被験者の拡張期血圧以下の圧力での加圧中に前記脈波を測定する、ことを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の測定装置。
8. 前記脈波測定部は、パルスオキシメータプローブを用いて前記脈波を取得する、ことを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の測定装置。
9. 前記脈波測定部は、前記脈波の取得中にのみ前記パルスオキシメータプローブが前記被験者の所定部位を加圧するように制御する、ことを特徴とする請求項８に記載の測定装置。
10. 被験者の脈圧を算出する血圧算出ステップと、
    前記被験者の脈波を測定する脈波測定ステップと、
    所定期間における前記脈波の最大値、最小値、及び前記脈波内の一振幅の圧力値、を用いて呼吸性変動の対脈圧比を算出し、前記対脈圧比に前記脈圧を乗算した値に基づいて前記呼吸性変動の圧力値を算出する呼吸性変動算出ステップと、
    を含む測定方法。
11. コンピュータに、
    被験者の脈圧を算出する血圧算出ステップと、
    前記被験者の脈波を測定する脈波測定ステップと、
    所定期間における前記脈波の最大値、最小値、及び前記脈波内の一振幅の圧力値、を用いて呼吸性変動の対脈圧比を算出し、前記対脈圧比に前記脈圧を乗算した値に基づいて前記呼吸性変動の圧力値を算出する呼吸性変動算出ステップと、
    を実行させるプログラム。

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