JP6602248B2 - 電子血圧計 - Google Patents

Description

本発明は、疲労度測定機能付きの電子血圧計に関する。

被測定者の自律神経や安静状態を判定するために、血圧測定の機能と心電検知や脈拍検知の機能とを組み合わせた血圧計が知られている。例えば、特許文献１には、血圧測定手段と心電監視手段を有し、心電から得られる自律神経機能の測定結果に応じて血圧測定を行うか否かを決定する血圧測定システムが記載されている。特許文献２には、血圧計に搭載したマイクロ波ドップラセンサで被測定者の脈拍や呼吸を事前に検出し、血圧測定前の肉体的安静状態および精神的安静状態と血圧値とを合わせて記録する血圧計が記載されている。

また、被測定者の眠気や覚醒度、疲労度を判定する様々の測定原理の装置が提案されている。例えば、特許文献３には、呼吸間隔と心拍情報から被験者の眠気の有無を判定する眠気判定装置が記載されている。特許文献４には、心拍ゆらぎの特徴量から運転者の眠気発生の有無を判定する覚醒度判定装置が記載されている。特許文献５には、ドライバの顔画像に基づき判定されたドライバの眠気レベルの現在値から、道路の形態と眠気レベルの現在値と眠気レベルの予測値とを対応付けたデータベースを用いてドライバの眠気を予測する眠気予測装置が記載されている。

疲労は、脳疲労（中枢性疲労、精神的疲労）と肉体疲労（末梢性疲労、筋肉疲労）に大別される。脳疲労は心電波または脈波の間隔（心拍間隔）の揺らぎと相関しており、脳疲労がないときには心拍間隔に揺らぎがあるが、脳疲労があるときには心拍間隔の揺らぎがなくなる。このため、心電波または脈波の情報から被測定者の脳疲労度を判定する装置も多く提案されている。例えば、特許文献６には、脈波波形および／または心電波形をデジタル化し、その離散データから数学的な操作によりカオスアトラクタを作成し、そのリアプノフ指数を算出する診断装置が記載されている。特許文献７には、脈拍計または心電計を用いて得られる被験者の加速度脈波データを最大エントロピー法により解析して、周波数領域の低周波数成分であるＬＦ値と高周波成分であるＨＦ値に分離し、それらの値から得られるＬＦ／ＨＦ値に基づき被験者の疲労度を判定するシステムが記載されている。

また、肉体疲労は心拍数および脈拍数の変化と相関しており、肉体疲労がないときには心拍数は比較的低いが、肉体疲労があるときには筋肉に多くの血液が送り込まれるために心拍数が上昇する。肉体疲労に関しては、心拍計を使って心拍数を日々測定することで、安静時の自分の平均心拍数を把握しておき、例えば測定時の心拍数がそれよりも５〜１０拍程度高くなったら疲労状態と判断する方法が知られている。また、例えば仰向けになって３〜１０分経過してから心拍数を１分間測定し、その後、起立して１５秒後に心拍数を１分間測定して、立位時の心拍数と臥位時の心拍数との差の大きさから肉体疲労度を判断する方法も知られている。この方法は、筋肉が最も使われない仰向けの状態での心拍数が一番低く、肉体疲労度が高いほど立位時の心拍数が臥位時の心拍数から乖離するという原理に基づいている。

特開２００７−１５９７７４号公報 特開２０１２−１５７４３５号公報 国際公開第２０１０／１４３５３５号 特開２００８−１６１６６４号公報 特開２０１３−０６９１５２号公報 特公平０６−００９５４６号公報 特許第５４９１７４９号公報

日常生活における疲労レベルの把握、朝や休憩時における疲労回復状態の把握、企業の労働効率改善や健康管理での使用、運転や頭脳労働など疲労が重大な結果を招く職種での使用といった用途のために、疲労の度合いを知りたいという要望がある。特に、例えば朝、仕事を開始する前などに、今日は眠気や疲れ易さに注意すべきなのかを知りたい場合があることから、疲労に関する被測定者の将来の状態を予測できる機能が求められている。しかしながら、上記した従来の装置は、測定時の被測定者の眠気や疲労度を判定するものであり、測定後の被測定者の眠気や疲労度を予測することはできない。特許文献５の眠気予測装置は過去の事例を集めたデータベースからドライバの眠気を予測するが、この装置を実現するためには過去の事例データの蓄積が必要であり、しかも、この装置は運転以外の用途には適用できない。

そこで、本発明は、血圧値と疲労度を両方測定することにより、血圧値または疲労度を単独で測定する場合よりも詳細な健康ガイダンスを被測定者に対して行う疲労度測定機能付きの電子血圧計を提供することを目的とする。また、本発明は、血圧値と疲労度の単独測定では判らない疲労に関する将来の体調変動の起こり易さを予測可能な電子血圧計を提供することを目的とする。

カフと、カフを加圧する加圧部と、カフ内の圧力を検知する第１の検知部と、カフ内の圧力の検知信号に基づき被測定者の血圧値を測定する第１の測定部と、血圧値の測定とは別に循環器に関する被測定者の生体信号を検知する第２の検知部と、心拍間隔の揺らぎ度と脳疲労度との第１の対応関係、臥位時に対する立位時の心拍数差と肉体疲労度との第２の対応関係、および血圧値と脳疲労度と肉体疲労度と疲労に関する体調変動の類型との間の第３の対応関係を記憶する記憶部と、生体信号から被測定者の心拍間隔の揺らぎ度を算出し、算出された揺らぎ度に基づき第１の対応関係を参照して被測定者の脳疲労度を取得する第２の測定部と、生体信号から被測定者の臥位時と測定時との心拍数差を算出し、算出された心拍数差に基づき第２の対応関係を参照して被測定者の肉体疲労度を取得する第３の測定部と、測定された被測定者の血圧値、脳疲労度および肉体疲労度に基づき第３の対応関係を参照して被測定者の体調変動の起こり易さを判定する判定部と、判定された体調変動に関する注意を喚起するための情報を出力する出力部とを有することを特徴とする電子血圧計が提供される。

上記の電子血圧計では、判定部は、体調変動として、血圧値、脳疲労度および肉体疲労度の測定後に被測定者に眠気が起こり易いか否かを判定することが好ましい。

上記の電子血圧計では、第２の検知部は、加圧部がカフを加圧する前に生体信号を検知することが好ましい。

上記の電子血圧計では、第２の検知部は、生体信号として被測定者の心電波を検知するための、被測定者によって保持される１組の電極を有することが好ましい。

あるいは、第２の検知部は、被測定者にマイクロ波を照射するマイクロ波発生器と、被測定者からのドップラシフトした反射波を受信するマイクロ波受信器と、反射波から生体信号として被測定者の脈波を検知する検知回路とを有することが好ましい。

上記の電子血圧計によれば、血圧値と疲労度の単独測定では判らない疲労に関する将来の体調変動の起こり易さを予測することが可能である。

電子血圧計１の外観を示す模式図である。 電子血圧計１の左側面図、右側面図および使用形態を示す図である。 電子血圧計１のブロック図である。 検知部１４により検知された心電波形４０の説明図である。 ＲＲ間隔の揺らぎの例を示す図である。 起立動作による心拍数の時間変化を示すグラフである。 ボルグスケールと疲労度の判定区分との関係を示す図である。 ＲＲ間隔の揺らぎ度と脳疲労度との関係を示すグラフである。 臥位時・立位時の心拍数差と肉体疲労度との関係を示すグラフである。 血圧値、疲労度および眠気の間の関係を示す図である。 判定部１９の判定に用いられる血圧値、脳疲労度および肉体疲労度の組合せパターンとそれに対応する警告メッセージの例を示す図である。 測定結果の表示例を示す図である。 測定結果の表示例を示す図である。 電子血圧計１の初期設定モードの動作例を示すフローチャートである。 電子血圧計１の測定モードの動作例を示すフローチャートである。 他の検知部５０のブロック図である。 検知部５０により検知される脈波波形の説明図である。

以下、図面を参照して、電子血圧計について詳細に説明する。ただし、本発明は図面または以下に記載される実施形態には限定されないことを理解されたい。

図１は、電子血圧計１の外観を示す模式図である。電子血圧計１は、本体部１０およびカフ６０を有する。

電子血圧計１は、疲労度測定機能付きの血圧計である。現在の眠気と将来の眠気と現在の血圧値および疲労度との間には、後述する通り医学的な関連があるので、現在の血圧値と疲労度を両方測定することにより、被測定者の将来の疲れ易さと眠気の起こり易さを予測することが可能である。そこで、電子血圧計１は、現在の血圧値、脳疲労度および肉体疲労度の測定結果の組合せパターンから、被測定者の今日これからの眠気の起こり易さや疲れ易さといった今後の体調変動の起こり易さを判定し、健康注意に関する警告メッセージを被測定者に報知する。電子血圧計１によれば、例えば、病院に行くかどうかを決めたいときや、会社を休むかどうかを決めたいとき、重大な局面でミスをしないように疲労に関する自分の健康状態を予め知りたいときなどに、体調管理の基本となる血圧値と疲労度を１台で把握することが可能になる。

カフ６０は、本体部１０から送られる空気を溜める空気袋を内蔵する。この空気袋は、空気管６１を介して本体部１０に接続されている。空気管６１は、本体部１０からカフ６０に空気を送り込むための管である。カフ６０は、例えば、使用時に被測定者の上腕部に巻き付けられ、カフ６０の表面に設けられた面ファスナにより上腕部に固定される。

図２（Ａ）〜図２（Ｃ）は、それぞれ、電子血圧計１の左側面図、右側面図および使用形態を示す図である。図３は、電子血圧計１のブロック図である。

本体部１０は、主電源スイッチ１１、操作部１２、表示部１３、検知部１４、記憶部１５、制御部１６および血圧測定部２０を有する。図１〜図２（Ｃ）に示すように、本体部１０は、正面から見ると矩形であり、人が両手でつかむのに適した大きさおよび厚さを有する。主電源スイッチ１１は、一例として、正面から見て上側の本体部１０の側面に設けられている。電子血圧計１は電池によって動作するが、電源は電池に限らず、交流電源であってもよい。

操作部１２は、測定ボタン１２Ａ、設定ボタン１２Ｂおよび選択ボタン１２Ｃで構成され、図示した例では、本体部１０の正面下側に設けられている。測定ボタン１２Ａは、血圧値および疲労度の測定の開始／停止を指示するためのボタンである。設定ボタン１２Ｂは、電子血圧計１の動作に必要な情報を入力するためのボタンであり、例えば、後述する初期設定モードに移行するために使用される。選択ボタン１２Ｃは、例えば初期設定モードにおいて、使用者が入力項目を選択するために使用するボタンであり、＋ボタンと−ボタンで構成される。

表示部１３は、出力部の一例であり、例えば液晶表示パネル（ＬＣＤ）で構成される。表示部１３は、測定中の血圧値や、最高血圧値、最低血圧値、脳疲労度および肉体疲労度の測定結果、測定の進行状況を示すプログレスバー、使用者に操作を促すための各種メッセージなどを表示する。

検知部１４は、循環器に関する被測定者の生体信号を検知する第２の検知部であり、生体信号として心電波を検知するための１組の電極１４Ｌ，１４Ｒを有する。図２（Ａ）および図２（Ｂ）に示すように、電極１４Ｌは本体部１０の左側側面に設けられ、電極１４Ｒは本体部１０の右側側面に設けられている。被測定者は、疲労度の測定時に、図２（Ｃ）に示すように、本体部１０を両手でつかむ。検知部１４は、被測定者の左手７０Ｌと右手７０Ｒが電極１４Ｌ，１４Ｒにそれぞれ触れている間に、被測定者の心電波を連続して検知する。

また、検知部１４は、電極１４Ｌ，１４Ｒから入力された生体信号から被測定者の心電波を検知する心電波検知回路１４Ａを有する。なお、心電波検知回路１４Ａの前段または後段にはＡ／Ｄ変換器が配置され、心電波検知回路１４Ａからの出力信号は、デジタル信号として制御部１６に入力される。

図４（Ａ）および図４（Ｂ）は、検知部１４により検知された心電波形４０の説明図である。図４（Ａ）の心電波形４０における符号Ｒで示したピークは、血液が左心室から大動脈に送り出されるときに生じるＲ波に相当する。１つのＲ波のピーク（Ｒ点）から次のＲ波のピーク（Ｒ点）までの時間間隔のことを、「ＲＲ間隔（ＲＲＩ）」という。図４（Ｂ）は、連続する２つのＲ点Ｒ_ｎ，Ｒ_ｎ＋１と、それらのＲＲ間隔ｄ_ｎとを示す。電子血圧計１では、心拍間隔としてＲＲ間隔を使用し、その揺らぎ度と、ＲＲ間隔から算出される心拍数に基づき、被測定者の疲労度を測定する。

記憶部１５は、例えばＥＥＰ−ＲＯＭなどの不揮発性メモリであり、電子血圧計１の動作に必要な情報を記憶する。詳細は後述するが、記憶部１５は、心拍間隔の揺らぎ度と脳疲労度との第１の対応関係、臥位時に対する立位時の心拍数差と肉体疲労度との第２の対応関係、および血圧値と脳疲労度と肉体疲労度と疲労に関する体調変動の類型との間の第３の対応関係を記憶する。

制御部１６は、ＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭなどを含むマイクロコンピュータの制御回路として構成され、電子血圧計１の動作を制御する。詳細は後述するが、制御部１６は、ＣＰＵにより実現される機能ブロックとして、血圧測定制御部１７、疲労度測定部１８および判定部１９を有する。

血圧測定部２０は、加圧ポンプ２３、駆動回路２４、圧力センサ２５、圧力検知回路２６、排気弁２７および駆動回路２８を有する。加圧ポンプ２３、圧力センサ２５および排気弁２７は、空気管６１を介してカフ６０に接続されている。

加圧ポンプ２３は、カフを加圧する加圧部の一例であり、カフ６０に空気を送り込むことによって、カフ６０の空気袋の内部を加圧する。駆動回路２４は、血圧測定制御部１７から与えられる制御信号に基づいて、加圧ポンプ２３を駆動する。

圧力センサ２５は、第１の検知部の一例であり、カフ６０内の圧力（カフ圧）を検知して圧力検知信号を生成し、その圧力検知信号を圧力検知回路２６に出力する。カフ６０内の圧力とは、カフ６０の空気袋内の圧力である。圧力検知回路２６は、圧力センサ２５から取得した圧力検知信号を周波数信号に変換し、血圧測定制御部１７に出力する。カフ６０内の圧力は、この周波数の変化から算出される。

排気弁２７は、例えば、血圧測定中にカフ６０内の空気を定速で徐々に排気するゴムスローリーク弁と、測定終了時または中止時にカフ６０内の空気を強制排気する電磁弁とにより構成される。駆動回路２８は、血圧測定制御部１７から与えられる制御信号に基づいて、排気弁２７を開閉させる。

血圧測定制御部１７は、カフ６０内の圧力の検知信号に基づき被測定者の血圧値を測定する第１の測定部の一例である。血圧測定制御部１７は、測定ボタン１２Ａを介して血圧測定の開始が指示されたときに、まず、圧力センサ２５により検知される圧力が所定の加圧上限圧力になるまでカフ６０を加圧するように、駆動回路２４を制御する。そして、血圧測定制御部１７は、加圧ポンプ２３によりカフ圧が加圧上限圧力になるまで加圧された後に、排気弁２７の開閉を制御するための制御信号を駆動回路２８に与えて、排気弁２７によりカフ６０を徐々に減圧させる。このとき、血圧測定制御部１７は、圧力検知回路２６が生成した周波数信号の周波数の変化から検知される各脈波の開始圧力値やその測定時間などのデータに基づき、例えばオシロメトリック方式を利用して被測定者の最高血圧値、最低血圧値を測定するとともに、脈拍を算出する。

次に、電子血圧計１による疲労度の測定原理を説明する。脳疲労分析（脳疲労度の測定）には、電子血圧計１は、カオスリアプノフ指数法を使用する。カオスリアプノフ指数法とは、ＲＲ間隔の時系列データをカオス力学系の軌道ととらえて、その軌道発散をリアプノフ指数で評価する方法である。

図５（Ａ）および図５（Ｂ）は、ＲＲ間隔の揺らぎの例を示す図である。図５（Ａ）は脳疲労がないとき（正常時）の例を示し、図５（Ｂ）は脳疲労があるとき（疲労時）の例を示す。これらの図は、心電波形から時系列データとして抽出された複数のＲＲ間隔のそれぞれについて、着目するＲＲ間隔の大きさをｘ座標とし、その１つ前のＲＲ間隔の大きさをｙ座標としてプロットしたものであり、ローレンツプロットと呼ばれる。各図の横軸は現在のＲＲ間隔ｄ_ｎ、縦軸は１つ前のＲＲ間隔ｄ_ｎ−１であり、単位はともにミリ秒である。

図５（Ａ）と図５（Ｂ）を比べればわかるように、脳疲労がない場合の図５（Ａ）では、ＲＲ間隔は時間経過とともに不規則に変化し、複雑に揺らいでいる。一方、脳疲労がある場合の図５（Ｂ）では、各点はほぼ同じ領域内に集中しているため、ＲＲ間隔にはほとんど揺らぎがないか、ＲＲ間隔は規則性のある揺らぎで推移している。図５（Ａ）と図５（Ｂ）のそれぞれの場合について、プロットされた点の集合を力学系の軌道ととらえると、図５（Ａ）の力学系にはカオス性があるが、図５（Ｂ）の力学系にはカオス性がない。力学系の軌道発散を示す指標として最大リアプノフ指数があり、最大リアプノフ指数は、カオス力学系である場合には正になるが、カオス力学系でない場合には負になることが知られている。

さらに、最大リアプノフ指数λ_１は、Ｗｏｌｆ法（Alan Wolf，“DETERMINING LYAPUNOV EXPONENTS FROM A TIME SERIES”，Physica 16D（１９８５），ｐｐ．２８５−３１７，North-Holland, Amsterdam）により、次式で簡易的に算出できることが知られている。

ここで、Ｍは時系列データの総サンプル時間、ｄは時系列データの時刻ｋと時刻ｋ−１のパターン間の距離（ローレンツプロットにおける２次元平面上の距離）である。λ_１＞０であることが観測されれば、周期性のないカオス状態であると言える。そこで、電子血圧計１は、ＲＲ間隔の時系列データからＷｏｌｆ法に従って最大リアプノフ指数λ_１を算出し、その符号および大きさを調べることによりＲＲ間隔の揺らぎ度を定量化して、脳疲労度を判定する。

また、肉体疲労分析（肉体疲労度の測定）には、電子血圧計１は、臥位立位比較方式を使用する。臥位立位比較方式とは、被測定者が仰向けになったときに測定された臥位時心拍数と、被測定者が立ったときに測定された立位時心拍数との差に基づき、肉体疲労度を推定する方法である。

図６は、起立動作による心拍数の時間変化を示すグラフである。図６の横軸は経過時間ｔを示し、単位は秒である。また、縦軸は心拍数ＨＲを示し、単位はｂｐｍ（拍／分）である。図６のグラフは、１人の被測定者について、肉体疲労度がそれぞれ異なる状態のときに心拍数の時間変化を測定して得られた複数の結果を重ねてプロットしたものである。符号４１で示す曲線群は、正常時（肉体疲労がないとき）の心拍数であり、符号４２で示す曲線群は、疲労時（肉体疲労があるとき）の心拍数である。被測定者は、ｔ＝−５のとき仰向けに寝た状態であり、ｔ＝０で起き上がり、ｔ＞０では起立の状態を継続した。

図６のグラフからわかるように、仰向けの状態（−５≦ｔ＜０）では、有熱時などの特別に体調が異なる場合以外には、肉体疲労度による大きな差は見られない。一方、起立直後（０＜ｔ＜２０）に心拍数は上昇し、起立後３０秒以上（ｔ≧３０）経過すると、符号４１で示す正常時の心拍数よりも、符号４２で示す疲労時の心拍数の方が高くなり、肉体疲労度によって心拍数に差異が見られる。そこで、電子血圧計１は、例えば被測定者が仰向けになったときの心拍数を予め記憶部１５に記憶しておき、被測定者が起立してから３０秒以上経過した後で心拍数を測定して、それらの心拍数差に基づき肉体疲労度を判定する。なお、心拍４０拍が３０秒程度に相当するので、電子血圧計１は、例えばＲＲ間隔を４０拍分測定し、その最後のデータを用いることにより、起立から３０秒以上経過した時点での心拍数を算出する。

電子血圧計１は、脳疲労度と肉体疲労度の両方を、ＲＰＥ（Rate of Perceived Exertion：自覚運動強度）という同じ指標に換算して定量化する。ＲＰＥとは、元々は運動時の疲れ方を５〜２０（文献によっては６〜２０）段階で表現したものであり、Ｂｏｌｇという人が最初に考案したことから、ボルグスケールとも呼ばれる。主に自律神経系評価に基づく脳疲労と、スポーツ医学に基づく肉体疲労とは、評価尺度が異なりそのままでは比較しにくい。このため、電子血圧計１では、上記の方法で得られた脳疲労度と肉体疲労度の数値を、脳疲労度および肉体疲労度とＲＰＥ値との間の相関関数に従って、ＲＰＥに一元化する。

図７は、ボルグスケールと電子血圧計１の疲労度の判定区分との関係を示す図である。電子血圧計１は、疲労度の指標をＲＰＥに一元化した上で、その大小に応じて、被測定者の疲労度を４区分で判定する。電子血圧計１は、例えば、ＲＰＥが７以下のときには、疲労なしであることを意味する「安静」と、８〜１１のときには、活動中正常範囲であることを意味する「正常」と、１２〜１４のときには、やや疲労気味であることを意味する「軽疲労」と、１５以上のときには、完全な疲労状態であることを意味する「疲労」と判定する。なお、この区分判定は一例であり、区分の個数は５個以上でも３個以下でもよく、ＲＰＥの値と区分との対応関係も適宜定めてよい。

図８は、ＲＲ間隔の揺らぎ度と脳疲労度との関係を示すグラフである。図９は、臥位時・立位時の心拍数差と肉体疲労度との関係を示すグラフである。図８の横軸は、図７に示すＲＰＥ値であり、縦軸は、ＲＲ間隔の時系列データに関する最大リアプノフ指数λ_１の値である。図９の横軸は、図７に示すＲＰＥ値であり、縦軸は、立位時心拍数と臥位時心拍数との差ΔＨＲ（ｂｐｍ）である。各グラフは、５人の被験者について、各自が色々な疲労度のときに、上記の最大リアプノフ指数λ_１と心拍数差ΔＨＲを測定して、得られたデータをプロットしたものである。心拍情報から最大リアプノフ指数と心拍数差を測定し、そのときのＲＰＥを判定してプロットすると、図８および図９に示すように相関があることがわかる。そこで、電子血圧計１は、これらのグラフのデータを参照して、最大リアプノフ指数λ_１と心拍数差ΔＨＲの測定値から、被測定者の脳疲労度の指標であるＲＰＥ値と、肉体疲労度の指標であるＲＰＥ値とを取得する。

以上の原理に基づき、記憶部１５は、心拍間隔の揺らぎ度と脳疲労度との第１の対応関係として、図８に示したＲＲ間隔の時系列データに関する最大リアプノフ指数λ_１とＲＰＥ値との対応関係を示すデータを記憶する。また、記憶部１５は、臥位時に対する立位時の心拍数差と肉体疲労度との第２の対応関係として、図９に示した臥位時に対する立位時の心拍数差とＲＰＥ値との対応関係を示すデータを記憶する。また、記憶部１５は、１人または複数の被測定者について、各自の臥位時の心拍数を記憶する。

疲労度測定部１８は、より詳細な機能ブロックとして、ＲＲ間隔抽出部３１、揺らぎ度算出部３２、脳疲労度取得部３３、心拍数算出部３４および肉体疲労度取得部３５を有する。以下では、これらの機能ブロックについて説明する。

ＲＲ間隔抽出部３１は、検知部１４により検知された心電波（生体信号）からＲＲ間隔の時系列データを作成する。その際、ＲＲ間隔抽出部３１は、心電波形のうちで、振幅について予め定められた検出しきい値を超えた各領域について最大値をとる位置を求め、それらの各位置の時間間隔をＲＲ間隔として抽出する。なお、ＲＲ間隔抽出部３１が使用する心電波（Ｒ波）の検出しきい値（感度）は、初期設定モードにおいて使用者が操作部１２を介して調整可能であるとよい。

揺らぎ度算出部３２は、第２の測定部の一例であり、検知部１４により検知された心電波形から被測定者の心拍間隔の揺らぎ度を算出する。その際、揺らぎ度算出部３２は、揺らぎ度として、ＲＲ間隔抽出部３１により抽出されたＲＲ間隔（心拍間隔）の時系列データから、例えばＷｏｌｆ法に従って最大リアプノフ指数λ_１を算出する。

脳疲労度取得部３３は、第２の測定部の一例であり、揺らぎ度算出部３２により算出された最大リアプノフ指数λ_１（心拍間隔の揺らぎ度）に基づき、記憶部１５に記憶されている図８の対応関係（第１の対応関係）を参照して、被測定者の脳疲労度を取得する。例えば、図７の疲労度区分および図８の対応関係から、脳疲労度取得部３３は、λ_１＝１．３のときは脳疲労度（ＲＰＥ）＝５であり、その区分は「安静」であると判定する。また、脳疲労度取得部３３は、λ_１＝−１．５のときは脳疲労度（ＲＰＥ）＝１９であり、その区分は「疲労」であると判定する。脳疲労度取得部３３は、λ_１が−０．１より小さければ（図８の矢印を参照）、脳疲労度（ＲＰＥ）が１２以上であり、区分は「軽疲労」または「疲労」であると判定する。

心拍数算出部３４は、第３の測定部の一例であり、検知部１４により検知された心電波形から被測定者の心拍数の時系列データを算出し、さらに被測定者の臥位時と測定時との心拍数差を算出する。その際、心拍数算出部３４は、例えば、起立直後に測定されＲＲ間隔抽出部３１により抽出された４０拍分のＲＲ間隔のデータを８ブロックに分け、最後または最後から２個のブロックのＲＲ間隔から平均心拍数を求めて、それを被測定者の測定時の心拍数とする。心拍４０拍が３０秒程度に相当するので、算出されたこの心拍数は、起立から３０秒以後の心拍数になる。そして、心拍数算出部３４は、記憶部１５に記憶されている被測定者の臥位時の心拍数と、上記の通り算出された被測定者の測定時の心拍数とを用いて、心拍数差ΔＨＲを算出する。

肉体疲労度取得部３５は、第３の測定部の一例であり、心拍数算出部３４により算出された心拍数差ΔＨＲに基づき、記憶部１５に記憶されている図９の対応関係（第２の対応関係）を参照して、脳疲労度と共通の指標で表された被測定者の肉体疲労度を取得する。例えば、図７の疲労度区分および図９の対応関係から、肉体疲労度取得部３５は、ΔＨＲ＝５のときは肉体疲労度（ＲＰＥ）＝１０であり、その区分は「正常」であると判定する。また、肉体疲労度取得部３５は、ΔＨＲ＝２０のときは肉体疲労度（ＲＰＥ）＝１４であり、その区分は「軽疲労」であると判定する。肉体疲労度取得部３５は、ΔＨＲが１２より大きければ（図９の矢印を参照）、肉体疲労度（ＲＰＥ）が１２以上であり、区分は「軽疲労」または「疲労」であると判定する。

なお、心拍数算出部３４は、揺らぎ度算出部３２が最大リアプノフ指数λ_１の算出に用いたものと同じ心電波形から、心拍数差ΔＨＲを算出する。すなわち、電子血圧計１は、心電波形を１回測定するだけで、脳疲労度と肉体疲労度の両方を測定可能である。

図１０は、血圧値、疲労度および眠気の間の関係を示す図である。眠気を引き起こす要因には、「疲労」、「血圧」および「睡眠」がある。

睡眠と疲労には密接な関係があり、自動車運転などをモデルにした、疲労と相関のある心拍解析により眠気を推定する研究論文が多数提示されている（例えば、「柳平雅俊、“運転状態推定技術の開発”、ＰＩＯＮＥＥＲ Ｒ＆Ｄ、２００４年、Ｖｏｌ．１４、Ｎｏ．３、ｐ．７５−８２」、「西浦武史、“脳波と脈波のゆらぎ解析による覚醒度の簡易評価方法の開発”、２００７年２月１日、日本人間工学会」などを参照）。人の身体は疲労状態になると疲労回復モードに入ろうとするため、疲労のために心拍数が高くなった状態から心拍数が低下した段階、または心拍間隔の揺らぎ度の最大リアプノフ指数が低い状態から増加した段階で眠気が生じる。肉体疲労度と平常時の心拍数、および脳疲労度と心拍間隔の揺らぎ度の最大リアプノフ指数にはそれぞれ相関があるため、現在の脳疲労度または肉体疲労度が高い状態であれば、時間が経過すると眠気が生じるリスクがある。

一方、眠気には低血圧または貧血に起因するものもあり、最高血圧値が１００ｍｍＨｇを下回る状態が続くと脳の血液循環が悪くなるため、眠気や疲労感が生じ易くなる。低血圧になる現象としては、体質的な本能性低血圧や、激しい運動直後による肉体疲労回復時に起きる運動後低血圧、食事の後、血液が消化器系に集まった結果、脳に行き渡らなくなる際に起きる食事後低血圧などがある（例えば、「愛知県薬剤師会ホームページ、“４．低血圧”、［online］、［平成２８年３月１０日検索］、インターネット＜ＵＲＬ：https://www.apha.jp/medicine_room/entry-3518.html＞」、「ＥＰＡＲＫ病院、“眠気（寝足りない）”、［online］、［平成２８年３月１０日検索］、インターネット＜ＵＲＬ：http://fdoc.jp/docs/case/3.html＞」、「三浦朗、“運動後低血圧に対する水分摂取の効果”、２００９年６月５日、デサントスポーツ科学、Ｖｏｌ．３０、ｐ．９６−９８」などを参照）。

さらに、睡眠不足による眠気の要因としては、睡眠時無呼吸症がある。夜間の睡眠が十分に得られないと、日中の疲労が回復しきれずに蓄積してしまうため、脳疲労度と肉体疲労度の両方が上昇し、高血圧化している場合が多い（例えば、「福永興壱、“ビジネスパーソンにおける潜在的睡眠時無呼吸症候群に関する調査研究”、平成２６年 大和証券 研究業績」、「循環器領域における睡眠呼吸障害の診断・治療に関するガイドラインＪＣＳ ２０１０ ２０１２／１１／２８ 更新版」などを参照）。

したがって、例えば朝に血圧値、脳疲労度および肉体疲労度を測定すれば、それらの測定値の組合せパターンから、測定後、日中に眠気が発生するリスクを判定することが可能である。

判定部１９は、血圧測定部２０により測定された被測定者の血圧値、脳疲労度取得部３３により測定された脳疲労度、および肉体疲労度取得部３５により測定された肉体疲労度に基づいて、被測定者の体調変動の起こり易さを判定する。その際、判定部１９は、図１１を用いて以下で説明する血圧値、脳疲労度および肉体疲労度の組合せパターンを参照して、体調変動として、例えば、血圧値、脳疲労度および肉体疲労度の測定後に被測定者に眠気が起こり易いか否かを判定する。

図１１は、判定部１９の判定に用いられる血圧値、脳疲労度および肉体疲労度の組合せパターンとそれに対応する警告メッセージの例を示す図である。記憶部１５は、血圧値と脳疲労度と肉体疲労度と疲労に関する体調変動の類型との間の第３の対応関係として、図１１の組合せパターンを記憶する。

（パターン１：疲労状態）
最高血圧値が１０１〜１３９ｍｍＨｇであり、脳疲労度が「軽疲労」〜「疲労」であり、かつ肉体疲労度が「軽疲労」〜「疲労」の場合には、判定部１９は、被測定者が疲労状態であると判定する。上記の通り、人の身体は、脳疲労または肉体疲労の状態になると、休養状態に入るため、その後、強い眠気に襲われる。そこで、判定部１９は、被測定者が疲労状態であると判定したときには、その旨とこれから眠気に注意するように促す警告メッセージを表示部１３に表示させる。

（パターン２：低血圧症）
最高血圧値が１００ｍｍＨｇ以下であり、脳疲労度が「安静」〜「正常」であり、かつ肉体疲労度が「安静」〜「正常」の場合には、判定部１９は、被測定者が低血圧症であると判定する。低血圧症は、血液循環が弱く、血流量そのものが少ない状態であり、身体が酸素不足となるため、その後、眠気、めまいおよび肉体疲労が起こり易くなる。そこで、判定部１９は、被測定者が低血圧症であると判定したときには、その旨とこれから眠気および疲労に注意するように促す警告メッセージを表示部１３に表示させる。

（パターン３：睡眠不足）
最高血圧値が１４０ｍｍＨｇ以上であり、脳疲労度が「軽疲労」〜「疲労」であり、かつ肉体疲労度が「軽疲労」〜「疲労」の場合には、判定部１９は、被測定者が睡眠不足であると判定する。この場合は、通常の寝不足や睡眠時無呼吸症などのために十分な睡眠休養が得られない状態であり、血圧が上昇し、疲労が蓄積し易い。そこで、判定部１９は、被測定者が睡眠不足であると判定したときには、その旨とこれから眠気に注意するように促す警告メッセージを表示部１３に表示させる。

（パターン４：慢性疲労症候群）
最高血圧値が１００ｍｍＨｇ以下であり、脳疲労度が「軽疲労」〜「疲労」であり、かつ肉体疲労度が「安静」〜「正常」の場合には、判定部１９は、被測定者が慢性疲労症候群であると判定する。慢性疲労症候群（Chronic Fatigue Syndrome：ＣＦＳ）は、通常の疲労および慢性疲労とは異なる独立した病気である。慢性疲労症候群の患者には、交感神経系と副交感神経系に大抵異常が認められ、頻脈、血漿量の低下および赤血球量の減少などの症状が見られる。また、慢性疲労症候群の患者には、起立不耐性が認められ、失神し易い（ふらふらする）傾向がある。そこで、判定部１９は、被測定者が慢性疲労症候群であると判定したときには、その旨とこれから失神に注意するように促す警告メッセージを表示部１３に表示させる。

（パターン５：精神ストレス性高血圧）
最高血圧値が１４０ｍｍＨｇ以上であり、脳疲労度が「軽疲労」〜「疲労」であり、かつ肉体疲労度が「安静」〜「正常」の場合には、判定部１９は、被測定者が精神ストレス性高血圧であると判定する。精神ストレス性高血圧は、精神ストレス（脳疲労）によって自律神経が乱れるために起こる高血圧であり、職場や病院など特定の場面で起こり易い（いわゆる職場高血圧、白衣高血圧）。そこで、判定部１９は、被測定者が精神ストレス性高血圧であると判定したときには、その旨と緊張や不安に注意するように促す警告メッセージを表示部１３に表示させる。

（パターン６：身体ストレス性高血圧）
最高血圧値が１４０ｍｍＨｇ以上であり、脳疲労度が「安静」〜「正常」であり、かつ肉体疲労度が「軽疲労」〜「疲労」の場合には、判定部１９は、被測定者が身体ストレス性高血圧であると判定する。身体ストレス性高血圧は、オーバートレーニングなど身体的負荷のかけ過ぎに起因し、肉体疲労の状態を修復するために血圧が上昇することによって起こる。そこで、判定部１９は、被測定者が身体ストレス性高血圧であると判定したときには、その旨と運動のやり過ぎに注意するように促す警告メッセージを表示部１３に表示させる。

図１２（Ａ）〜図１３（Ｂ）は、測定結果の表示例を示す図である。例えば、表示部１３は、疲労度測定結果の表示領域１３Ａ、血圧測定結果の表示領域１３Ｂ、および警告メッセージの表示領域１３Ｃで構成される。表示領域１３Ｂには、血圧測定部２０により測定された最高血圧値、最低血圧値および脈拍値が表示される。表示領域１３Ａには、脳疲労度取得部３３により測定された脳疲労度、および肉体疲労度取得部３５により測定された肉体疲労度が表示される。表示領域１３Ａでは、例えば、脳疲労度を示すＲＰＥ値のバーグラフ１３Ｄと肉体疲労度を示すＲＰＥ値のバーグラフ１３Ｅとが交互に表示されるが、図示した例とは異なり、脳疲労度と肉体疲労度を同時に表示してもよい。表示領域１３Ｃには、判定部１９による判定結果に応じた警告メッセージが表示される。

図１２（Ａ）は、最高血圧値が１２５ｍｍＨｇ、最低血圧値が８３ｍｍＨｇ、脈拍値が６５拍／分、脳疲労度が「軽疲労」、かつ肉体疲労度が「疲労」の場合の表示例を示す。この場合は図１１に示したパターン１に該当するため、判定部１９は、被測定者が疲労状態であると判定する。このため、表示領域１３Ｃには、「疲労中 これから眠気に注意」との警告メッセージが表示される。

図１２（Ｂ）は、最高血圧値が９０ｍｍＨｇ、最低血圧値が６５ｍｍＨｇ、脈拍値が５５拍／分、脳疲労度が「正常」、かつ肉体疲労度が「正常」の場合の表示例を示す。この場合は図１１に示したパターン２に該当するため、判定部１９は、被測定者が低血圧症であると判定する。このため、表示領域１３Ｃには、「低血圧 これから眠気に注意」との警告メッセージが表示される。

図１３（Ａ）は、最高血圧値が９０ｍｍＨｇ、最低血圧値が６８ｍｍＨｇ、脈拍値が６５拍／分、脳疲労度が「軽疲労」、かつ肉体疲労度が「正常」の場合の表示例を示す。この場合は図１１に示したパターン４に該当するため、判定部１９は、被測定者が慢性疲労症候群であると判定する。このため、表示領域１３Ｃには、「慢性疲労症候群に注意 失神に注意」との警告メッセージが表示される。

図１３（Ｂ）は、最高血圧値が１６３ｍｍＨｇ、最低血圧値が９１ｍｍＨｇ、脈拍値が７５拍／分、脳疲労度が「軽疲労」、かつ肉体疲労度が「正常」の場合の表示例を示す。この場合は図１１に示したパターン５に該当するため、判定部１９は、被測定者が精神ストレス性高血圧であると判定する。このため、表示領域１３Ｃには、「緊張や不安に注意」との警告メッセージが表示される。

なお、判定部１９による判定結果の出力方法は、表示部１３への表示に限らず、音声メッセージの出力や、アラーム鳴動、外部装置へのデータ出力などの他の形態でもよい。

以下では、電子血圧計１の動作フローについて説明する。図１４と図１５に示す動作フローは、制御部１６のＲＯＭに予め記録されているプログラムに従って、制御部１６のＣＰＵにより実行される。

図１４は、電子血圧計１の初期設定モードの動作例を示すフローチャートである。初期設定モードは、肉体疲労度の測定用に、被測定者の臥位時心拍数を記憶部１５に記憶するためのモードである。臥位時心拍数は被測定者が電子血圧計１を使用するときに毎回測定すれば正確だが、図１４に示す処理は、例えば電子血圧計１の使用開始時に最低１回行えばよい。例えば、被測定者（使用者）が設定ボタン１２Ｂを押下すると、図１４のフローが開始する。

まず、制御部１６は、ＲＲ間隔抽出部３１が使用する心電波（Ｒ波）の検出しきい値の入力を受け付ける（ステップＳ１１）。その際、使用者（被測定者）は、選択ボタン１２Ｃで入力値を選択し、設定ボタン１２Ｂを押下して決定する。

そして、制御部１６は、臥位時（安静時）心拍数の入力方法の選択を受け付ける（ステップＳ１２）。この入力方法として、電子血圧計１の使用者は、直接入力と仰向け実測のいずれかを選択可能である。そこで、使用者が自分の臥位時心拍数を把握しており直接入力を選択した場合には、制御部１６は、臥位時心拍数の直接入力を受け付ける（ステップＳ１３）。

一方、使用者が自分の臥位時心拍数を把握しておらず仰向け実測を選択した場合には、制御部１６は、臥位時心拍数を測定する（ステップＳ１４）。その際、使用者が仰向け姿勢になって測定ボタン１２Ａを押下し、電極１４Ｌ，１４Ｒを握ると、心拍数が測定される。そして、制御部１６は、ステップＳ１３で入力またはステップＳ１４で測定された臥位時心拍数を表示部１３に表示させ、記憶部１５に記憶させる（ステップＳ１５）。以上で、電子血圧計１の初期設定モードの動作は終了する。

図１５は、電子血圧計１の測定モードの動作例を示すフローチャートである。起立動作完了後、被測定者が測定ボタン１２Ａを押下し、電極１４Ｌ，１４Ｒを握ると、図１５のフローが開始する。

心電波が検出されると、まず、ＲＲ間隔抽出部３１はＲ波を検出する（ステップＳ３１）。例えばＲ波が４秒以内に２回検出されると（ステップＳ３１でＹｅｓ）、ＲＲ間隔抽出部３１は、ＲＲ間隔を連続して４０拍分（約３０秒間）測定し、そのデータを記憶部１５に記憶させる（ステップＳ３２）。特に、カオスリアプノフ指数法では２のべき乗のデータ数が必要であるため、ＲＲ間隔抽出部３１は、３２拍以上のＲＲ間隔を測定する。

続いて、ステップＳ３３〜Ｓ３５では、脳疲労度の測定が行われる。その際、揺らぎ度算出部３２は、ステップＳ３２で記憶されたＲＲ間隔の時系列データから、Ｗｏｌｆ法に従って最大リアプノフ指数λ_１を算出する（ステップＳ３３）。そして、脳疲労度取得部３３は、記憶部１５に記憶されている図８の対応関係を参照して、ステップＳ３３で算出された最大リアプノフ指数λ_１の値をＲＰＥ値に換算する（ステップＳ３４）。さらに、脳疲労度取得部３３は、ステップＳ３４で得られたＲＰＥ値がいずれの疲労度区分に属するかを判定する（ステップＳ３５）。

次に、ステップＳ３６〜Ｓ３８では、肉体疲労度の測定が行われる。その際、心拍数算出部３４は、ステップＳ３２で記憶されたＲＲ間隔の時系列データのうち例えば最後の１０拍分のデータから被測定者の測定時の心拍数を算出し、その値と、予め記憶部１５に記憶されている被測定者の臥位時の心拍数との差を算出する（ステップＳ３６）。そして、肉体疲労度取得部３５は、記憶部１５に記憶されている図９の対応関係を参照して、ステップＳ３６で算出された心拍数差をＲＰＥ値に換算する（ステップＳ３７）。さらに、肉体疲労度取得部３５は、ステップＳ３７で得られたＲＰＥ値がいずれの疲労度区分に属するかを判定する（ステップＳ３８）。

次に、ステップＳ３９〜Ｓ４３では、血圧測定が行われる。血圧測定時には、血圧測定制御部１７は、カフ６０内の圧力が加圧上限圧力に達するまで、加圧ポンプ２３によりカフ６０を加圧させる（ステップＳ３９）。カフ圧が加圧上限圧力に到達したら、血圧測定制御部１７は、排気弁２７を制御して、カフ６０の空気袋内の空気を徐々に排気させる（スローリークを行う）（ステップＳ４０）。そして、血圧測定制御部１７は、スローリーク中に、圧力センサ２５からの圧力検知信号により被測定者の脈波を分析し（ステップＳ４１）、オシロメトリック方式を利用して被測定者の最高血圧値、最低血圧値を測定するとともに、脈拍を算出する（ステップＳ４２）。これらの値が得られたら、血圧測定制御部１７は、排気弁２７を制御して、カフ６０の空気袋内の空気を強制排気させる（ステップＳ４３）。

その後、判定部１９は、記憶部１５に記憶されている図１１の組合せパターンを参照して、ステップＳ４２で測定された血圧値、ステップＳ３５で得られた脳疲労度、およびステップＳ３８で得られた肉体疲労度から、被測定者がパターン１〜６のいずれに該当するかを判定する（ステップＳ４４）。そして、判定部１９は、ステップＳ４４での判定に応じた警告メッセージを表示部１３に表示させる（ステップＳ４５）。以上で、電子血圧計１の測定モードの動作は終了する。

血圧測定時にカフ６０を加圧して脈拍も測定することから、血圧値と疲労度は同時測定可能であるとも考えられるが、電子血圧計１は、血圧値と疲労度（脳疲労度および肉体疲労度）とを別々に測定する。これは、血圧値は脈波５〜７発程度で測定できるが、疲労度の測定には脈波３０〜４０発程度が必要であり、カフ６０を締め付けている期間は被測定者にとって苦痛なので、その期間をなるべく短くしたいためである。このため、血圧値と疲労度は同時に測定しないことが好ましい。

また、電子血圧計１は、疲労度を測定した後で、血圧値を測定する。これは、カフ６０の締付けにより被測定者が苦痛に感じて脳疲労度が上昇することがあり、血圧測定後には疲労度を正しく測定できないおそれがあるためである。そこで、電子血圧計１では、血圧測定前に被測定者が電極１４Ｌ，１４Ｒを両手で握るようにする。したがって、検知部１４は、加圧ポンプ２３がカフ６０を加圧する前に、心電波を検知する。

電子血圧計１では、疲労度を測定するために、被測定者が血圧測定前に電極１４Ｌ，１４Ｒを一定期間握る必要がある。しかしながら、電子血圧計１にマイクロ波ドップラセンサを搭載すれば、被測定者に対して非接触で脈波を検知して、その脈波から疲労度を測定することが可能である。そこで、以下では、マイクロ波ドップラセンサを使用した他の検知部について説明する。

図１６は、他の検知部５０のブロック図である。検知部５０は、第２の検知部の一例であり、被測定者の生体信号として脈波を非接触で検知する。検知部５０は、マイクロ波ドップラセンサ５１、呼吸成分カットフィルタ５２、体動検知回路５３および脈波検知回路５４を有する。

マイクロ波ドップラセンサ５１は、対象物にマイクロ波を照射し、その反射のドップラシフトから対象物の動きを検知するセンサである。特にマイクロ波は、皮膚や血管が密集した部位で反射する性質があり、人体胸部の心臓に同期した体表面の動きや、大動脈血管の血液の動きから、脈波に同期した信号が得られる。マイクロ波ドップラセンサ５１は、マイクロ波発信器５１Ａ、マイクロ波受信器５１Ｂおよびマイクロ波ドップラ復調器５１Ｃを有する。

マイクロ波発信器５１Ａは、被測定者に向けてマイクロ波を照射するとともに、そのマイクロ波に相当する電気信号である送信マイクロ波信号をマイクロ波ドップラ復調器５１Ｃに出力する。マイクロ波受信器５１Ｂは、被測定者からのドップラシフトした反射波を受信するとともに、受信した反射波に相当する電気信号である受信マイクロ波信号をマイクロ波ドップラ復調器５１Ｃに出力する。マイクロ波ドップラ復調器５１Ｃは、送信マイクロ波信号と受信マイクロ波信号との位相差信号を生成する。なお、マイクロ波ドップラ復調器５１Ｃの前段または後段にはＡ／Ｄ変換器が配置され、マイクロ波ドップラ復調器５１Ｃからの出力信号は、デジタル信号として呼吸成分カットフィルタ５２に入力される。

図１７は、検知部５０により検知される脈波波形の説明図である。図１７の横軸は時間Ｔを、縦軸は、マイクロ波ドップラセンサ５１からの出力信号Ｄｏの振幅を示す。区間Ａは、被測定者が電子血圧計１の前に座ったり、カフ６０を腕に装着したりすることにより、比較的大きな体動が起こっている時間領域に相当する。区間Ａ’は、被測定者が測定のために体動を停止した時点に相当する。区間Ｂは、被測定者が静止状態を保ち、電子血圧計１の近くに被測定者の心臓がある時間領域に相当する。区間Ａでは、比較的大きな体動があることにより、出力信号Ｄｏは、振幅の上限Ｄｘと下限Ｄｍに繰り返し到達して飽和している。しかしながら、被測定者が体動を停止したことに応じて、出力信号Ｄｏの振幅は、符号Ｄｓで示すように区間Ａ’を境に減衰し、区間Ｂでは、上限Ｄｘと下限Ｄｍの間の振幅範囲Ｄｒに収まる。

したがって、出力信号Ｄｏが区間Ｂのように周期性のある波形になったかどうかにより、被測定者が電子血圧計１の前に座って測定可能な状態になったかどうかを検知可能である。そして、区間Ｂの出力信号Ｄｏの波形から、被測定者の脈波を検知することが可能である。

呼吸成分カットフィルタ５２は、マイクロ波ドップラセンサ５１の出力信号から、呼吸に同期した長周期のうねりを取り去るフィルタである。体動検知回路５３は、呼吸成分カットフィルタ５２の出力信号が飽和する頻度から、比較的大きな体動の有無を検知する。すなわち、体動検知回路５３は、呼吸成分カットフィルタ５２の出力信号の飽和がなくなり、図１７に示す区間Ｂの波形のように、出力信号が周期性のある波形になったかどうかを検知する。脈波検知回路５４は、検知部１４の心電波検知回路１４Ａに対応する検知回路であり、被測定者の体動が停止したと体動検知回路５３が検知したときに、呼吸成分カットフィルタ５２の出力信号の波形から、被測定者の脈波を検知する。

被測定者の胸部がマイクロ波ドップラセンサ５１から２０ｃｍ程度の範囲内にあれば、検知部５０により、非接触で、心拍に同期した脈波の信号を検知することができる。脈波は心電波と１対１に対応していると考えられるので、検知部１４に代えて検知部５０を用いれば、被測定者にとっては、血圧測定前に電極１４Ｌ，１４Ｒを一定時間握る必要はなく、電子血圧計１の前に座っただけで、心拍間隔と心拍数が測定される。このため、検知部５０を用いた電子血圧計１では、検知部１４を用いた場合よりも、血圧測定前の被測定者の負荷を少なくすることが可能である。

なお、検知部５０を用いる場合でも、マイクロ波の照射が血圧測定の制御に影響する可能性があることから、血圧測定と疲労度測定は別々に行うことが好ましい。また、検知部５０を用いる場合でも、カフ６０の締付けが疲労度に影響し得ることから、血圧測定の前に疲労度測定を行うことが好ましい。

なお、脳疲労分析におけるＲＲ間隔の揺らぎの解析には、カオスリアプノフ指数法以外に、例えばＬＦ／ＨＦ法を用いてもよい。ＬＦ／ＨＦ法は、ＲＲ間隔時系列の周波数成分を解析し、ＬＦ＝０．０４〜０．１５ＨｚおよびＨＦ＝０．１５〜０．４０Ｈｚの区間におけるスペクトルパワーの合算によりＬＦ／ＨＦ値を算出して、その値を評価する方法である。ＬＦ／ＨＦ法での周波数解析の方式には、例えば、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）法、最大エントロピー法（ＭＥＭ）およびＣＤ（Complex Demodulation）法の３つがある。

高速フーリエ変換法は、時系列データを三角関数の合成波ととらえて周波数成分に分解する方法である。高速フーリエ変換法では、カオスリアプノフ指数法よりも多くのデータ量が必要であり、測定時間も５分以上が必要であるため、ＰＣでの実装に適している。最大エントロピー法は、自己回帰モデルと自己回帰係数から連立方程式を作成して、確率的にスペクトルを求める方法である。最大エントロピー法は、高速フーリエ変換法より少ないデータと短い測定時間（２〜３分程度）で実行可能であるが、処理が複雑で演算負荷が大きいため、ＰＣでの実装に適している。ＣＤ法は、無線のヘテロダイン方式のように時系列に所定の周波数を加算し、発生する変調成分からスペクトルを求める方法である。ＣＤ法は、最大エントロピー法はよりさらに短い数秒程度の測定時間で実行可能であるが、最大エントロピー法はよりも演算負荷が大きいため、やはりＰＣでの実装に適している。

また、脳疲労分析におけるＲＲ間隔の揺らぎの解析には、ＣＶＲＲ方式を用いてもよい。ＣＶＲＲ方式は、ＲＲ間隔の揺らぎ度を次式により評価する方法である。
ＣＶＲＲ＝（ＲＲ間隔の標準偏差／ＲＲ間隔の平均値）×１００（％）

ＬＦ／ＨＦ法やＣＶＲＲ方式を使用する場合でも、カオスリアプノフ指数法の場合と同様に、得られた指標値をＲＰＥ値に換算して脳疲労度を定量化することができる。ただし、ＬＦ／ＨＦ法では、周波数分解が行われるために多くのデータ数が必要であり、測定時間が長くなる。また、ＣＶＲＲ方式は、単純な方法ではあるが、呼吸などによるＲＲ間隔の変動の影響を受けやすいという不具合がある。一方、カオスリアプノフ指数法では、周波数分解が必要ないので、ＬＦ／ＨＦ法と比べて短時間で測定でき、また、ＣＤ法やＣＶＲＲ方式と比べて妥当性がある結果が得られる。このため、実用上は、脳疲労分析には、カオスリアプノフ指数法を使用することが好ましい。

また、肉体疲労分析では、カルボーネン法に従って、心拍運動強度から次式のように心拍数を求めてもよい。
運動強度＝（現在の心拍数−安静時心拍数）／（最大心拍数−安静時心拍数）
最大心拍数＝２２０−年齢
ただし、カルボーネン法の場合には、被測定者が安静時心拍数を把握している必要がある。一方、臥位立位比較方式では、使用者が安静時心拍数を把握していなくても、仰向けになって心拍数を測定すれば実行できるため、製品に応用しやすい。このため、実用上は、肉体疲労分析には、臥位立位比較方式を使用することが好ましい。

１ 電子血圧計
１０ 本体部
１２ 操作部
１３ 表示部
１４，５０ 検知部
１４Ａ 心電波検知回路
１５ 記憶部
１６ 制御部
１７ 血圧測定制御部
１８ 疲労度測定部
１９ 判定部
２０ 血圧測定部
２３ 加圧ポンプ
２４，２８ 駆動回路
２５ 圧力センサ
２６ 圧力検知回路
２７ 排気弁
３１ ＲＲ間隔抽出部
３２ 揺らぎ度算出部
３３ 脳疲労度取得部
３４ 心拍数算出部
３５ 肉体疲労度取得部
５１ マイクロ波ドップラセンサ
５２ 呼吸成分カットフィルタ
５３ 体動検知回路
５４ 脈波検知回路
６０ カフ

Claims (5)

1. カフと、
   前記カフを加圧する加圧部と、
   前記カフ内の圧力を検知する第１の検知部と、
   前記カフ内の圧力の検知信号に基づき被測定者の血圧値を測定する第１の測定部と、
   前記血圧値の測定とは別に循環器に関する被測定者の生体信号を検知する第２の検知部と、
   心拍間隔の揺らぎ度と脳疲労度との第１の対応関係、臥位時に対する立位時の心拍数差と肉体疲労度との第２の対応関係、および血圧値と脳疲労度と肉体疲労度と疲労に関する体調変動の類型との間の第３の対応関係を記憶する記憶部と、
   前記生体信号から被測定者の心拍間隔の揺らぎ度を算出し、算出された揺らぎ度に基づき前記第１の対応関係を参照して被測定者の脳疲労度を取得する第２の測定部と、
   前記生体信号から被測定者の臥位時と測定時との心拍数差を算出し、算出された心拍数差に基づき前記第２の対応関係を参照して被測定者の肉体疲労度を取得する第３の測定部と、
   測定された被測定者の血圧値、脳疲労度および肉体疲労度に基づき前記第３の対応関係を参照して被測定者の体調変動の起こり易さを判定する判定部と、
   判定された体調変動に関する注意を喚起するための情報を出力する出力部と、
   を有することを特徴とする電子血圧計。
2. 前記判定部は、前記体調変動として、血圧値、脳疲労度および肉体疲労度の測定後に被測定者に眠気が起こり易いか否かを判定する、請求項１に記載の電子血圧計。
3. 前記第２の検知部は、前記加圧部が前記カフを加圧する前に前記生体信号を検知する、請求項１または２に記載の電子血圧計。
4. 前記第２の検知部は、前記生体信号として被測定者の心電波を検知するための、被測定者によって保持される１組の電極を有する、請求項３に記載の電子血圧計。
5. 前記第２の検知部は、
   被測定者にマイクロ波を照射するマイクロ波発生器と、
   被測定者からのドップラシフトした反射波を受信するマイクロ波受信器と、
   前記反射波から前記生体信号として被測定者の脈波を検知する検知回路と、
   を有する、請求項３に記載の電子血圧計。

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