JPWO2015151132A1 - 血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

血圧測定装置（１０）は、被検査者が掌（８）を乗せる面である測定面（１４）を有する筐体（１２）と、測定面（１４）に被検査者が掌（８）を乗せたときに人差し指の指先（９）が来る位置に設けられ、発光素子と受光素子を内蔵する測定ボタン（２０）と、筐体（１２）の内部に配置され、発光素子と受光素子によって行われた脈波波形を処理して、最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を算出する回路ブロック（４０）と、算出された最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を表示する表示部（９０）と、最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を紙シートに印字出力するプリンタ部（９２）を備える。

Description

本発明は、血圧測定装置に係り、特に、脈波センサによって得られる脈波波形に基づいて血圧値を算出し出力する血圧測定装置に関する。

血圧測定装置としては、腕にカフ圧を加え、減圧しながら脈波が回復する音を基準に最大血圧と最低血圧を求めるマンシェット法を用いるものがよく使われる。血圧の絶対値を測定するものとしては、動脈中に圧力センサを挿入して、直接的に血圧を測る侵襲法がある。これらは、いずれも被検査者に加圧や侵襲の負担を与える。そこで、被検査者に負担を与えない血圧測定として、発光素子と受光素子を用いて脈波を検出し、そのデータから計算によって最大血圧と最低血圧を算出することが行われる。

例えば、特許文献1には、動脈血圧測定装置として、発光素子と受光素子から構成されるセンサによって動脈波形を取り込み、取り込んだ動脈波形の一拍ごとの微分ゼロクロス点を用い、一周期の時間Ｔと、動脈波形の最低値に対応するゼロクロス点から最大値に対応するゼロクロス点までの時間Ｔａと、（Ｔ−Ｔａ）＝Ｔｂを求め、脈拍数ｎ＝（６０／Ｔ）も用いて、最大血圧Ｐｈと最低血圧Ｐｌを計算で求めることが開示されている。

ここで、Ｐｈ×ｎ＝−Ａ×ＬＯＧ（Ｔａ×Ｔｂ）−Ｂ，ｎ×ｎ×Ｐｌ＝Ｃ×（Ｔｂ×Ｔｂ）−Ｄで示される。動脈内に圧力センサを挿入して直接的に動脈波形を取得した結果も上記式に乗ることが示されている。

特許第４６８０４１１号明細書

特許文献１の方法によれば、指先等に発光素子と受光素子を取り付けるだけで、最大血圧値と最低血圧値を計算で求めることができる。ところで、特許文献１の方法は、脈波変化の時間パラメータのみで最大血圧値と最低血圧値を求めているので、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象を反映していない可能性があり、脈波算出のモデルとしては不十分な面がある。

本発明の目的は、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象を血圧算出のモデルとして、血圧測定の精度をさらに向上させた血圧測定装置を提供することである。

本発明に係る血圧測定装置は、生体における血流の脈波波形を検出する脈波センサと、生体における血流の一周期の時間Ｔ秒の脈波波形について、血管収縮時間Ｔａの間における脈波波形の時間積分値Ｓａと血管拡張時間Ｔｂ＝（Ｔ−Ｔａ）の間における脈波波形の時間積分値Ｓｂとを用いて、血管収縮時間Ｔａにおける規格化最大圧力値ｈａ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）と、血管拡張時間Ｔｂにおける規格化最低圧力値ｈｂ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）と、を算出する規格化圧力値算出手段と、算出された規格化最大圧力値と規格化最低圧力値とに基づいて、最大血圧値と最低血圧値とを算出して出力する血圧算出出力部と、を備えることを特徴とする。

本発明に係る血圧測定装置は、人体における血流の脈波波形Ｆ１を検出する脈波センサと、脈波波形Ｆ１について繰り返し単位となる一周期の波形について、時間経過に対する傾斜を補正し、傾斜補正された一周期の脈波波形Ｆ２を求める一周期波形算出部と、一周期の脈波波形Ｆ２について、一周期の時間Ｔ秒と、一周期の開始時点を時間原点として脈波波形Ｆ２が最高値となる時間Ｔａ秒と、Ｔｂ＝（Ｔ−Ｔａ）秒と、時間原点から時間Ｔａ秒までの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓａと、時間Ｔａから一周期の終了時点である時間Ｔまでの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓｂを、基本パラメータとして算出する基本パラメータ算出部と、基本パラメータを用い、６０秒当たりの脈拍数Ｎ＝（６０／Ｔ）と、Ｔａの期間の規格化最大圧力値としてのｈａ＝［２｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔａ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］と、Ｔｂの期間の規格化最低圧力値としてのｈｂ＝［２｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔｂ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］を算出する２次パラメータ算出部と、侵襲法またはマンシェット法によって得られる最大血圧値と脈波波形Ｆ２に基づいて算出される規格化最大圧力値との間を関連づける係数Ａ，αと、侵襲法またはマンシェット法によって得られる最低血圧値と脈波波形Ｆ２に基づいて算出される規格化最低圧力値との間を関連づける係数Ｂ，βを予め求めて記憶する記憶部と、Ｐ_H＝｛Ｎ⁴×（ｈａ）²｝／［Ａ²×（Ｔａ×Ｔｂ）^-2α×｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝］を脈波波形Ｆ２に基づく最大血圧値Ｐ_Hとして算出して出力し、Ｐ_L＝［Ｎ⁴×｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝²］／［Ｂ²×（Ｔａ×Ｔｂ）^-2β×（ｈｂ）］を脈波波形Ｆ２に基づく最低血圧値Ｐ_Lとして算出して出力する血圧値出力部と、を備えることを特徴とする。

また、本発明に係る血圧測定装置において、脈波センサは、人体の表面に発光素子によって光を照射し、反射した光を受光素子で受光する反射型光脈波センサであり、受光素子の出力端子に接続される増幅器と、増幅器の出力端子と発光素子の入力端子との間に配置され、発光素子の入力波形と受光素子の出力波形との間の位相の変化を周波数の変化に変換する位相シフト回路と、人体の血流部と受光素子と増幅器と位相シフト回路と発光素子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する周波数調整部と、を備えることが好ましい。

また、本発明に係る血圧測定装置において、脈波センサは、人体の表面に超音波振動子から超音波を入射し、反射した超音波を振動検出素子で受ける超音波型脈波センサであり、振動検出素子の出力端子に接続される増幅器と、増幅器の出力端子と超音波振動子の入力端子との間に配置され、超音波振動子の入力波形と振動検出素子の出力波形との間の位相の変化を周波数の変化に変換する位相シフト回路と、人体の血流部と振動検出素子と増幅器と位相シフト回路と超音波振動子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する周波数調整部と、を備えることを特徴とする。

また、本発明に係る血圧測定装置において、位相シフト回路の動作中心周波数は、デフォルト周波数と異なる周波数に設定されることが好ましい。

また、本発明に係る血圧測定装置において、Ａの値は、１００〜４００の範囲の値、αの値は０．７〜１．２の範囲の値、Ｂの値は、２０〜８０の範囲の値、βの値は０．７〜１．２の範囲の値であることが好ましい。

また、本発明に係る血圧測定装置において、Ａの値は、２００〜２７０の範囲の値、αの値は１、Ｂの値は、２０〜６０の範囲の値、βの値は１であることが好ましい。

また、本発明に係る血圧測定装置において、人体の掌を置くための測定面を有する測定台と、測定台に設けられる案内穴に案内され、付勢手段によって測定面より突き出すように付勢され、人体の指先で押されることで測定面に対し予め定めた方向に移動可能な測定ボタンと、を備え、発光素子と受光素子は、測定ボタン内に収納され、発光素子の発光面と受光素子の受光面は、測定面の側を向き、受光素子の入射光軸と受光素子の受光光軸との交点が測定ボタンの上面に対し予め定めた高さ位置に設定されることが好ましい。

また、本発明に係る血圧測定装置において、測定ボタンが押し下げられることを検出して、脈波センサが作動開始することが好ましい。

上記構成の少なくとも１つにより、血圧測定装置は、生体における血流の一周期の時間Ｔ秒の脈波波形について、血管収縮時間Ｔａの間における脈波波形の時間積分値Ｓａと血管拡張時間Ｔｂ＝（Ｔ−Ｔａ）の間における脈波波形の時間積分値Ｓｂとを用いて、血管収縮時間Ｔａにおける規格化最大圧力値ｈａ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）と、血管拡張時間Ｔｂにおける規格化最低圧力値ｈｂ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）を算出する。これに基づいて算出された最大血圧値と最低血圧値は、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象を血圧算出のモデルとしているので、血圧測定の精度をさらに向上することができる。

上記構成の少なくとも１つにより、血圧測定装置は、発光素子と受光素子を用いて検出された脈波波形について、波形変化についての時間パラメータと共に、一周期の開始時点を時間原点として脈波波形Ｆ２が最高値となる時間Ｔａまでの波形の時間積分値Ｓａと、時間Ｔａから一周期の終了時点である時間Ｔまでの波形の時間積分値Ｓｂを基本パラメータとして用いる。そして、２次パラメータとして、Ｔａの期間の規格化最大圧力値としてのｈａ、Ｔｂの期間の規格化最低圧力値としてのｈｂを算出し、これらから最大血圧値と最低血圧値を算出する。

Ｔａの期間は、血管が血流を押し出す収縮期間であり、Ｔｂは血管が血流を押し出して緩和する拡張期間である。これらの期間について、時間パラメータと波形の積分値、規格化圧力値を求める。これらによって、血管の収縮と拡張に伴って血流がエネルギを受け取り、またエネルギを放出することで脈波が形成される現象を血圧算出のモデルとして用いる。脈波形成の現象に基づいて算出された血圧値は、実際に血管内で生じている血圧の変動を反映していると考えられ、血圧測定の精度が向上する。

また、血圧測定装置において、脈波センサとして、発光素子と受光素子を含む反射型脈波センサを用いることができる。この場合、人体の血流部と受光素子と増幅器と位相シフト回路と発光素子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する。上記の自励発振回路の発振周波数の変化が脈波波形になるが、このようにして得られる脈波波形は個人差がある。発振周波数の中心周波数をデフォルト周波数に揃えることで、脈波波形の個人差を抑制でき、血圧測定の精度が向上する。

また、血圧測定装置において、脈波センサとして、超音波振動子と振動検出素子を含む超音波型脈波センサを用いることができる。この場合、人体の血流部と振動検出素子と増幅器と位相シフト回路と超音波振動子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する。上記の自励発振回路の発振周波数の変化が脈波波形になるが、このようにして得られる脈波波形は個人差がある。発振周波数の中心周波数をデフォルト周波数に揃えることで、脈波波形の個人差を抑制でき、血圧測定の精度が向上する。

また、血圧測定装置において、位相シフト回路の動作中心周波数は、デフォルト周波数と異なる周波数に設定される。位相シフト回路は、一種のバンドパスフィルタの特性を有するので、動作中心周波数におけるゲインの変化は小さい。動作周波数から外れた周波数で周波数に対するゲイン変化は大きくなる。血圧測定に用いられるデフォルト周波数を位相シフト回路の動作中心周波数から外すことで、周波数変化に対する感度が向上し、血圧測定の精度が向上する。

また、血圧測定装置において、Ａの値は、１００〜４００の範囲の値、αの値は０．７〜１．２の範囲の値、Ｂの値は、２０〜８０の範囲の値、βの値は０．７〜１．２の範囲の値である。好ましくは、Ａの値は、２００〜２７０の範囲の値、αの値は１、Ｂの値は、２０〜６０の範囲の値、βの値は１である。これらの値は、脈波波形から計算で求める最大血圧値、最低血圧値と、予め侵襲法またはマンシェット法による最大血圧値、最低血圧値と対応づけるものであるが、対応づけ数が多いほど、血圧測定の精度が向上する。したがって、対応づけ数が増加するに従って、上記のＡ，Ｂ，α，βを更新することがよい。上記の範囲の値は、対応づけ数が増加したときの変化幅を示すものである。

また、血圧測定装置において、人体の掌を置くための測定面を有する測定台に設けられた測定ボタン内に発光素子と受光素子が収納される。したがって、指先を測定ボタンの上に置くだけで、発光素子と受光素子によって、指先の血管についての脈波波形を検出できる。これにより、被検査者にほとんど負担をかけずに血圧測定を行うことができる。

また、血圧測定装置において、測定ボタンが押し下げられることを検出して、脈波センサが作動開始する。このように、被検査者が指先を測定ボタンに乗せて、測定ボタンを押し下げるという簡単な操作で血圧測定が行われる。

本発明に係る実施の形態における血圧測定装置の外観図である。 本発明に係る実施の形態における血圧測定装置のブロック図である。 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置における血圧測定の手順を示すフローチャートである。 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、取得される脈波波形を示す図である。 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置における位相シフト回路の周波数特性図である。 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、脈波波形をディジタル処理に適した波形とした図である。 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、ディジダル信号化した脈波波形の時間変化を示す図である。 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、一周期の脈波波形を取り出し、波形パラメータを示す図である。 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、侵襲法で測定した脈波波形データを整理して求めた最高血圧値に対する対応づけ関係式を示す図である。 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、侵襲法で測定した脈波波形データを整理して求めた最低血圧値に対する対応づけ関係式を示す図である。 図９について、脈波波形から計算した最高血圧値を重ねた図である。 図１０について、脈波波形から計算した最低血圧値を重ねた図である。 携帯電話を利用した血圧測定装置の例を示す図である。（ａ）は測定ボタンが携帯電話に設けられたものを示し、（ｂ）は接続ジャックによって脈波センサを携帯電話から着脱可能にしたものを示す。 パーソナルコンピュータを利用し、無線でデータを送受信する血圧測定法を示す図である。 装着型の血圧測定装置の例を示す図である。

以下に図面を用いて本発明に係る実施の形態につき、詳細に説明する。以下で説明する形状、寸法、材質、数値等は、説明のための一例であって、血圧測定装置が適用される状況または仕様等に応じ、適宜変更することができる。

以下では、全ての図面において一または対応する要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。

図１は、血圧測定装置１０の全体外観図である。図１には血圧測定装置１０の構成要素ではないが、血圧が測定される被検査者の掌８が示されている。血圧測定装置１０は、発光素子と受光素子を脈波検出センサとして用いて計算により最高血圧値と最低血圧値と脈拍数を算出する。被検査者が血圧測定装置１０に掌８をのせるだけで、血圧測定を行うことができる。

血圧測定装置１０は、１つの筐体１２にまとめられ、その大きさは、図１に示す掌８の大きさから推定できるように、約２０ｃｍ×約１５ｃｍ×約３ｃｍである。筐体１２は、プラスチック製で構成することができる。

測定面１４は、筐体１２の上面であって、被検査者が掌８を乗せる面である。測定面１４は、掌８を自然状態で乗せることができるように、手首の方が低く、指先の方が高くなる傾斜を有している。

測定ボタン２０は、測定面１４において、被検査者が右手の掌８を乗せたときに人差し指の指先９が来る位置に設けられる。測定ボタン２０は、測定面１４に設けられる案内穴１６（図２参照）に案内され、付勢手段である圧縮バネによって測定面１４より突き出すように付勢され、被検査者の指先９で押されることで、血圧測定が開始する測定開始ボタンである。測定ボタン２０の内部には、脈波波形の検出を行う発光素子と受光素子が内蔵されている。

回路ブロック４０は、筐体１２の内部に配置され、発光素子と受光素子によって行われた脈波波形を処理して、最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を算出する回路である。回路ブロック４０は、測定ボタン２０と、表示部９０とプリンタ部９２と信号線で接続される。

表示部９０は、回路ブロック４０で算出された最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を表示するディスプレイである。ディスプレイとしては、液晶ディスプレイ等を用いることができる。図１の例では、最大血圧値が１２５ｍｍＨｇ、最低血圧値が７０ｍｍＨｇ、脈拍数６０と表示されている。この値は、説明のための例示である。

プリンタ部９２は、回路ブロック４０で算出された最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を紙シートに印字出力する小型プリンタである。プリンタ部９２としては感熱式プリンタ、インクジェットプリンタ等を用いることができる。

測定ボタン２０と回路ブロック４０の詳細な内容について、図２を用いて説明する。図２は、血圧測定装置１０のブロック図である。

測定ボタン２０は、円筒状のボタン本体２２と、ボタン本体２２の外側底面に取り付けられる圧縮バネ２４およびスイッチ押下棒２６と、ボタン本体２２の上面側に設けられる透光板２８と、内部に収納されて配置される発光素子３０および受光素子３２と、発光素子３０と受光素子３２との間に配置される遮光部３４を含んで構成される。

ボタン本体２２は、円筒状で内部が空洞の収納空間となっている部材である。収納空間は、上部が開口となっている。ボタン本体２２の寸法の一例を挙げると、直径が約１０〜１５ｍｍ、円筒状の肉厚が約０．５〜１ｍｍ、高さが約１０〜２０ｍｍである。なお、測定面１４に設けられる案内穴１６とボタン本体２２の外径との寸法差は、約０．５〜１ｍｍである。図２で案内穴１６は測定面１４に対し垂直方向に貫通しているが、案内穴１６を測定面１４に対し傾斜した貫通穴としてもよい。

圧縮バネ２４は、測定ボタン２０を測定面１４より突き出すように付勢する付勢手段である。被検査者が指先９で測定ボタン２０を押し下げると、その押下力で圧縮バネ２４は圧縮され、測定ボタン２０の上面が測定面１４とほぼ同じ高さとなる。

スイッチ押下棒２６は、筐体１２の内部において測定ボタン２０の下側に配置されるスイッチ３６をオンオフさせる操作棒である。測定ボタン２０が圧縮バネ２４の付勢力によってその上面が測定面１４よりも突き出ているときは、スイッチ押下棒２６はスイッチ３６の可動電極部から離間し、スイッチ３６はオフ状態である。被検査者が指先９で測定ボタン２０を押し下げ、測定ボタン２０の上面が測定面１４とほぼ同じ高さ位置となると、スイッチ押下棒２６はスイッチ３６の可動電極部に接触して可動電極部を固定電極部に向かって押し下げ、スイッチ３６の可動電極部と固定電極部が接触することで、スイッチ３６がオン状態となる。スイッチ３６の作用の詳細は後述する。

透光板２８は、ボタン本体２２の収納空間の上部開口を塞ぐ円板状の部材で、発光素子３０から指先９へ向かって光を通し、指先９からの反射光を通して受光素子３２に到達させる。透光板２８は、発光素子３０と受光素子３２の動作波長の光を通せばよく、それ以外の波長を遮断することが好ましい。例えば、発光素子３０と受光素子３２の動作波長を赤外領域として、透光板２８を、可視光遮光性フィルタ板とすることができる。このようにすることで、発光素子３０と受光素子３２の動作に対する外光の影響を抑制することができる。透光板２８の寸法の一例を挙げると、直径が約８〜１２ｍｍ、厚さが約０．５〜１．５ｍｍである。

発光素子３０と受光素子３２は、この一組で、血管を流れる血流の脈波波形を検出する脈波センサとして機能する。発光素子３０と受光素子３２は、測定ボタン２０内に収納され、発光素子３０の発光面と受光素子３２の受光面は、測定面１４の側を向き、発光素子３０の入射光軸と受光素子３２の受光光軸との交点６は、測定ボタン２０の上面に対し予め定めた高さ位置に設定される。交点６の予め定めた高さ位置は、血流の脈波測定位置となるので、指先９の表面から血管の位置までの距離とすることがよい。一例を挙げると、測定ボタン２０の上面から約０．５〜１ｍｍである。

遮光部３４は、発光素子３０と受光素子３２との間に配置される仕切板である。遮光部３４は、発光素子３０の光が受光素子３２に回り込んで受光に対する外乱となることを抑制する。

スイッチ３６は、測定ボタン２０の押し下げによってオフからオンになることで、回路ブロック４０に電源を供給する電源供給スイッチである。したがって、測定ボタン２０が押し下げられると、回路ブロック４０が作動を開始し、脈波センサが作動開始し、血圧測定が行われる。その意味で、測定ボタン２０は、被検査者の指先で押されることで、血圧測定が開始する測定開始ボタンである。

回路ブロック４０は、脈波センサのバイアス回路４４、脈波測定回路５０、制御部７０、記憶部８２を含んで構成される。

脈波センサのバイアス回路は、発光素子３０のアノードとカソードの間に供給するバイアス電圧を作り出し、受光素子３２の出力に抵抗素子を接続し、受光素子に流れる電流を電圧に変換する機能を有する。

脈波測定回路５０は、入力側として、受光素子３２の出力側に接続される端子５２と、発光素子３０の入力側に接続される端子５４とを有する。端子５２はＤＣカットコンデンサ５６を介して増幅器５８の入力端子に接続される。増幅器５８の出力は、位相シフト回路６０を介して端子５４に接続される。

これによって、指先９の血流−受光素子３２−端子５２−ＤＣカットコンデンサ５６−増幅器５８−位相シフト回路６０−端子５４−発光素子３０−指先９の血流の閉ループが形成される。この閉ループは、増幅器５８と位相シフト回路６０によって自励発振回路を形成する。ここで、位相シフト回路６０は、その入力信号と出力信号との間に位相差があるときは、自励発振回路の発振周波数を変化させて、位相差をゼロとし、自励発振を持続させる機能を有する。位相シフト回路６０の詳細な構成と作用については、特開平９−１４５６９１号公報に開示されている。

脈波測定回路５０の端子６２は、脈波信号として、自励発振回路の発振周波数を制御部７０に出力する出力端子である。端子６４は、制御部７０から位相シフト回路６０に周波数調整信号を供給する調整端子である。この周波数調整信号は、脈波信号としての自励発振回路の発振周波数を予め定めたデフォルト周波数となるように、位相シフト回路６０の回路定数を変更する信号である。これによって、被検査者によって指先９の血流から検出される脈波信号としての自励発振回路の発振周波数がかなりばらついても、デフォルト周波数に調整することで、信号処理のダイナミックレンジの増大を抑制できる。

制御部７０は、脈波測定回路５０からの脈波信号に基づいて、被検査者の最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を算出し、表示部９０とプリンタ部９２に出力する。かかる制御部７０は、マイクロプロセッサで構成できる。

制御部７０は、脈波信号の周波数をデフォルト周波数に調整する周波数調整部７２と、脈波信号の繰り返しの一周期波形を算出する一周期波形算出部７４と、一周期波形に基づいて血圧算出のための基本パラメータを算出する基本パラメータ算出部７６と、血圧算出のための２次パラメータを算出する２次パラメータ算出部７８と、基本パラメータと２次パラメータとを用いて最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を算出して出力する血圧算出出力部８０を含んで構成される。これらの機能は、ソフトウェアを実行することで実現でき、具体的には、血圧算出プログラムを実行することで実現できる。これらの機能の一部をハードウェアで構成してもよい。ここでは、ソフトウェアで実現できる機能を処理するプロセッサを内蔵した１つのＩＣチップで制御部７０を構成する。これによって、回路ブロック４０を小型にできる。

制御部７０と交信する記憶部８２は、制御部７０で実行されるプログラムを格納し、また脈波波形データを一時的に記憶する機能を有するメモリであるが、ここでは特に、発光素子３０と受光素子３２によって検出される脈波波形に基づいて算出される血圧値と、侵襲法またはマンシェット法によって得られる血圧値とを関連付ける係数Ａ，α，Ｂ，βを記憶する関連付け係数ファイル８４を格納する。係数Ａ，α，Ｂ，βの詳細な内容については、脈波波形の基本パラメータと２次パラメータと関連付けて後述する。

かかる構成の作用、特に制御部７０の各機能、記憶部８２の係数ファイル８４の内容等について、図３以下を用いて詳細に説明する。

図３は、血圧測定の手順を示すフローチャートである。各手順は、血圧測定プログラムの各処理手順に対応する。図４以下は、各手順の内容を説明する図である。

血圧測定装置１０に外部電源が接続され、または内臓電池が組み込まれた状態で、被検査者が掌８を測定面１４に置き、指先９を測定ボタン２０の上面において、測定ボタン２０を押し下げると、血圧測定装置１０は、その押圧状態を検出する（Ｓ１０）。具体的には、測定ボタン２０のスイッチ押下棒２６がスイッチ３６をオンにする。これによって回路ブロック４０に電源が供給され、バイアス回路が働いて、脈波センサを構成する発光素子３０と受光素子３２が作動する。

発光素子３０からの光は透光板２８を通して指先９に入射し、血管のある交点６で反射し、反射光は透光板２８を通って受光素子３２で受光される。発光素子３０の入力側と受光素子３２の出力側は脈波測定回路５０と接続され、指先９の血流−受光素子３２−端子５２−ＤＣカットコンデンサ５６−増幅器５８−位相シフト回路６０−端子５４−発光素子３０−指先９の血流の閉ループが形成される。この閉ループは、増幅器５８と位相シフト回路６０によって自励発振回路を形成する。位相シフト回路６０は、その入力信号に対応する受光素子３２から出力される検出電気信号と、その出力信号に対応する発光素子３０に供給される駆動電気信号との間に位相差があるときは、その位相差をゼロにするように、自励発振回路の発振周波数を変化させる。

この発振周波数の変化は、指先９の血流の変化を反映したもので、その時間変化の波形は、脈波波形である。この脈波波形を以後の波形処理した脈波波形等と区別して、脈波波形Ｆ１と呼ぶことにすると、脈波波形Ｆ１は、脈波センサによって検出したそのままの脈波波形である。そこで、脈波波形Ｆ１の取得が行われる（Ｓ１２）。

図４に脈波波形Ｆ１の例を示す。図４は、横軸が時間、縦軸が電圧である。図４に示すように、脈波波形Ｆ１は電圧振幅が時間経過に関わらずほぼ一定で、周波数が時々刻々変化する。この周波数変化が血管における収縮と拡張の大きさに対応する。

脈波波形Ｆ１における周波数変化のダイナミックレンジは、被検査者によって異なる。例えば、ある被検査者は、脈波波形が１０ｋＨｚを中心として変化するのに対し、別の被検査者は、脈波波形が１ｋＨｚを中心として変化することがあり得る。このように、脈波波形の中心周波数に個人差があるので、そのまま脈波波形のデータ処理を進めると、メモリ容量も、信号処理回路のダイナミックレンジも、大きなものとなる。

そこで、脈波波形の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数ｆ_Dに統一する周波数調整が行われる（Ｓ１４）。この処理手順は、制御部７０の周波数調整部７２の機能によって実行される。具体的には、脈波測定回路５０の端子６４を介して、制御部７０から位相シフト回路６０に対して、回路定数を変更させる周波数調整信号が出力される。デフォルト周波数ｆ_Dは、脈波信号のサンプリング周期や、脈波信号のばらつきを平均化するのに必要なデータ組数等と、回路ブロック４０の処理速度、メモリ容量等を考慮して決定することができる。ここでは、脈波信号のサンプリング周期を毎秒２５０回、ばらつき平均化に必要なデータ組数を３０組、データ処理のビット数を１６ビット、処理速度を１０ＭＨｚとして、デフォルト周波数ｆ_Dを４ｋＨｚとした。

デフォルト周波数ｆ_Dは、位相シフト回路６０の動作中心周波数ｆ₀と異なるものとする。図５は、位相シフト回路６０のゲインと位相の周波数特性を示す図である。位相シフト回路６０のゲイン特性は、動作中心周波数ｆ₀を中心として対称形にゲインが低下するバンドパス特性を有するように設定される。したがって、動作中心周波数ｆ₀付近では、周波数が変化してもゲインがほとんど変化しない。脈波波形は自励発振回路の発振周波数の時間的変化を示す波形であるので、周波数変化を感度よく検出したい。そこで、デフォルト周波数ｆ_Dは、ゲイン／周波数の勾配の小さいｆ₀付近を避けて、ゲイン／周波数の勾配の大きい周波数のところに設定する。図５では、デフォルト周波数ｆ_Dを位相シフト回路６０の動作中心周波数ｆ₀より高周波側に設定されるが、これを動作中心周波数ｆ₀より低周波側に設定してもよい。

このデフォルト周波数で、脈波波形データのサンプリングを行う（Ｓ１６）。（１／４ｋＨｚ）＝２５０μｓであるが、これを１６分周し、２５０ｋＨごとにサンプリングして、脈波波形の周波数をカウントする。脈波波形Ｆ１はアナログ波形であるので、適当な閾値を有するコンパレータによるＡ／Ｄ変換を用いて２値化を行い、ディジタル波形に変換し、そのディジタル波形についてサンプリングを行う。図６にＡ／Ｄ変換された脈波波形の例を示す。

サンプリングは、ディジタル波形について４ｋＨｚのサンプリングタイミングで４ｍｓ分行う。つまり、ディジタル波形について、１６ビット分のサンプリングを行う。この１６ビット分のサンプリングデータを１組として、同じ被検査者に対し、３０組のサンプリングデータを取得する。取得した３０組のサンプリングデータは一旦記憶部８２に記憶する。記憶された３０組のサンプリングデータを用いて、データのスムージング処理を行う（Ｓ１８）。スムージング処理としては、隣接するサンプリングデータ間で移動平均を取る方法を用いることができる。このようにして、１６ビット分のサンプリングデータにおける異常データ等を取り除き、信頼性の高いサンプリングデータとする。

図７に、スムージング処理後の１６ビット分のサンプリングデータの例を示す。横軸は時間、縦軸はデフォルト周波数ｆ_Dからの周波数偏差Δｆである。図７に示されるように、サンプリングデータは、周期性を有するが、時間経過に対し傾斜を有する。この傾斜は、被検査者の測定状態によるものである。

そこで、脈波波形Ｆ１に相当する１６ビットのサンプリングデータについて、繰り返し単位となる一周期の波形を抜き出すために、一周期分判定を行う（Ｓ２０）。一周期は、血流の繰り返し周期で、鼓動の周期であるので、経験上、大体の値が分かっている。そこで、サンプリングデータを微分し、得られるゼロクロス点を求める。そして、適当な判定時間間隔を設定して、その間のゼロクロス点の間を一周期と判定する。

一周期分のサンプリングデータが得られると、次に傾斜補正を行う（Ｓ２２）。傾斜補正は、一周期のサンプリングデータの開始点となるゼロクロス点のΔｆの値と、一周期の終了点となるゼロクロス点のΔｆの値を同じとするように、各サンプリングデータを補正することで行う。傾斜補正が行われた一周期分の脈波波形をＦ２と呼ぶことにすると、このようにして脈波波形Ｆ２が算出取得される（Ｓ２４）。脈波波形Ｆ２を算出取得する上記の手順は、制御部７０の一周期波形算出部７４の機能によって実行される。

図８に、脈波波形Ｆ２の例を示す。図８の横軸は時間、縦軸はΔｆである。脈波波形Ｆ２は、一周期がＴ秒で、一周期の開始時点を時間原点として脈波波形Ｆ２が最高値となる時間がＴａ秒である。図８に示されるように、脈波波形Ｆ２は，時間原点から時間Ｔａまでの間にΔｆが急激に増大する。そして、時間Ｔａから一周期が終了する時間Ｔまでの間は、途中にΔｆがほぼ一定となる期間があるが、全体としてはΔｆが減少する。

そこで、脈波波形Ｆ２を特徴づける基本パラメータとして、一周期の時間Ｔ秒と、一周期の開始時点を時間原点として脈波波形Ｆ２が最高値となる時間Ｔａ秒と、Ｔｂ＝（Ｔ−Ｔａ）秒とを算出する。そして、時間原点から時間Ｔａ秒までの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓａと、時間Ｔａから一周期の終了時点である時間Ｔまでの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓｂを算出する（Ｓ２６）。これらが、脈波波形Ｆ２の基本パラメータである。基本パラメータの算出は、制御部７０の基本パラメータ算出部７６の機能によって実行される。具体的には、脈波波形Ｆ２のピーク検出を行ってＴａを求め、Ｔｂ＝（Ｔ−Ｔａ）を求める。そして、Ｔａ，Ｔｂのそれぞれの期間について脈波波形Ｆ２の時間積分を行ってＳａ，Ｓｂを算出する。

また、基本パラメータを用い、６０秒当たりの脈拍数Ｎ＝（６０／Ｔ）と、Ｔａの期間の規格化最大圧力値としてのｈａ＝［２｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔａ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］と、Ｔｂの期間の規格化最低圧力値としてのｈｂ＝［２｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔｂ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］を２次パラメータとして算出する（Ｓ２８）。２次パラメータの算出は、制御部７０の２次パラメータ算出部７８の機能によって実行される。具体的には、Ｓ２６において算出された基本パラメータＴａ，Ｔｂ，Ｓａ，Ｓｂを用いて、演算によりＮ，ｈａ，ｈｂを算出する。なお、算出されたこれらのパラメータは規格化されたものであり、その単位は、必ずしも時間や圧力ではない。

上記基本パラメータと２次パラメータは、既に特許文献１において示されているように、血圧が（Ｔａ×Ｔｂ）に密接な関係があることの知見をさらに進め、脈波変化の時間パラメータのみではなく、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象を反映して血圧を算出しようとするためである。すなわち、Ｔａの期間は、血管が血流を押し出す収縮期間であり、Ｔｂは血管が血流を押し出して緩和する拡張期間である。これらの期間について、時間パラメータと波形の積分値、規格化圧力値を求め、これらによって、血管の収縮と拡張に伴って血流がエネルギを受け取り、またエネルギを放出することで脈波が形成される現象を血圧算出のモデルとして用いることができる。

次に、脈波波形Ｆ２についてＳ２６，Ｓ２８で算出されたパラメータに基づいて血圧値を算出するには、侵襲法またはマンシェット法によって得られる血圧値と脈波波形Ｆ２に基づいて算出される血圧値との間を関連づける係数を用いる。関連付け係数Ａ，α，Ｂ，βは、予め侵襲法によって得られる脈波波形についてＳ２６、Ｓ２８と同じ処理手順で基本パラメータと２次パラメータを求め、これと脈波波形Ｆ２の基本パラメータ、２次パラメータとの関連付けを行って得られる。

侵襲法によって得られる数多くの脈波波形についての基本パラメータと２次パラメータを整理するために、これらのパラメータを含む関係式Ｙで、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）と密接な関係を有するものを探索した。探索は、ＹＸ＝一定値となる関係式Ｙがないかの観点で行った。これは、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象は、非検査者の個人差を超えて普遍的なものであり、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）は既に特許文献１によって血圧と密接な関係を有する変数であることが分かっているからである。

このような探索の結果、侵襲法によって得られる最大血圧値Ｐ_Hについては、Ｙ_H＝［（Ｎ²×ｈａ）／｛Ｐ_H×Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝^-1/2］の関係式を用いると、ほぼＹ_HＸ＝一定値となることが分かった。１０点の侵襲法による脈波波形データを整理した結果を図９に示す。図９の横軸は、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）、縦軸はＹ_Hである。Ｙ_H＝ＡＸ^-αとすると、図９の例では、Ａ＝２５４、α＝１、１０点のデータとＹ_H＝２５４Ｘ^-1との相関係数ｒ²＝０．９７５であった。得られたＡ，αは記憶部８２に記憶される。

同様に、侵襲法によって得られる最低血圧値Ｐ_Lについては、Ｙ_L＝｛｛Ｎ²Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／（Ｐ_L×ｈｂ）^-1/2］の関係式を用いると、ほぼＹ_LＸ＝一定値となることが分かった。１３点の侵襲法による脈波波形データを整理した結果を図１０に示す。図１０の横軸は、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）、縦軸はＹ_Lである。Ｙ_L＝ＢＸ^-βとすると、図１０の例では、Ｂ＝３６、β＝１、１３点のデータとＹ_L＝３６Ｘ^-1との相関係数ｒ²＝０．９７２であった。得られたＢ，βは記憶部８２に記憶される。

図９で得られたαがほぼ１の値をとる関係式Ｙ_H＝ＡＸ^-α、図１０で得られたβがほぼ１の値をとる関係式Ｙ_L＝ＢＸ^-βを用いると、最大血圧値Ｐ_H＝｛Ｎ⁴×（ｈａ）²｝／［Ａ²×（Ｔａ×Ｔｂ）^-2α×｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝］として算出でき、最低血圧値Ｐ_L＝［Ｎ⁴×｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝²］／［Ｂ²×（Ｔａ×Ｔｂ）^-2β×（ｈｂ）］として算出できる。そこで、記憶部８２に記憶されているＡ，α，Ｂ，βを読み出し（Ｓ３０）、脈波波形Ｆ２の基本パラメータ、２次パラメータに基づき、最大血圧値Ｐ_Hと最低血圧値Ｐ_Lを算出し、脈拍数Ｎと合せて、表示部９０、プリンタ部９２に出力する（Ｓ３２）。この処理手順は、制御部７０の血圧算出出力部８０の機能によって実行される。

記憶部８２に記憶されているＡ，αを用いて算出された最大血圧値Ｐ_Hについて、Ｙ_Hを再計算し、図９の侵襲法によるデータと重ね合わせた結果を図１１に示す。図１１の横軸、縦軸は図９と同じである。黒丸は図９の侵襲法によるデータと同じで、白丸は２３人被検査者について、血圧測定装置１０を用いて算出されたデータに基づいて計算したＹ_Hの値である。図１１に示されるように、Ｙ_H＝２５４Ｘ^-1に対する相関関係は、侵襲法の１０点の黒丸と、血圧測定装置１０による２３点の白丸とほぼ同じである。

同様に、記憶部８２に記憶されているＢ，βを用いて算出された最低血圧値Ｐ_Lについて、Ｙ_Lを再計算し、図１０の侵襲法によるデータと重ね合わせた結果を図１２に示す。図１２の横軸、縦軸は図１０と同じである。黒丸は図１０の侵襲法によるデータと同じで、白丸は２７人の被検査者について、血圧測定装置１０を用いて算出されたデータに基づいて計算したＹ_Lの値である。図１２に示されるように、Ｙ_L＝３６Ｘ^-1に対する相関関係は、侵襲法の１３点の黒丸と、血圧測定装置１０による２７点の白丸とほぼ同じである。

このことから、血圧測定装置１０を用い、脈波波形に基づいて算出した最大血圧値と最低血圧値は、侵襲法によって測定される最大血圧値と最低血圧値にきわめてよく一致するものとなることが分かる。なお、血圧測定装置１０による測定に並行して、同じ被検査者について、いくつかのメーカ製のマンシェット法電子血圧計でも最大血圧値と最低血圧値を測定したところ、血圧測定装置１０による値と、マンシェット法電子血圧計による値とよい一致を見た。

上記では、Ａ，αを１０点の侵襲法のデータからＡ＝２５４、α＝１としたが、相関係数の値から考えると、Ａの値は、２００〜２７０の範囲の値でも実用上問題ない。また、Ｂ，βを１３点の侵襲法のデータからＢ＝３６、β＝１としたが、相関係数の値から考えると、Ｂの値は、２０〜６０の範囲の値でも実用上問題ない。

また、Ａ，α，Ｂ，βをもっと多くの侵襲法のデータから定め、その値を記憶部８２に記憶することで、血圧測定装置１０が算出する血圧値の精度が向上する。そのときには、Ａ＝２５４、α＝１、Ｂ＝３６、β＝１とは異なる値となる。例えば、Ａの値は、１００〜４００の範囲の値、αの値は０．７〜１．２の範囲の値、Ｂの値は、２０〜８０の範囲の値、βの値は０．７〜１．２の範囲の値であってもよい。

次に、上記の構成によれば、検査対象の生体の種類（人体や家畜等）や被検査者の個人差（緩慢な脈動や急峻な脈動等）や脈波センサ（光学センサ、振動センサ、変位センサ等）の種類や脈波の検出値の単位（電圧、周波数、ｍｍ等）によらず、普遍的に最大血圧値と最低血圧値を求められることを説明する。

まず、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象は、被検査者の個人差等を超えて普遍的なものであると考える。被検査者の個人差等を超えて脈波の最大圧力値と最低圧力値を示すには、血管の収縮時間と拡張時間を規格化し、収縮時間において血流が血管から受けるエネルギと拡張時間において血流が血管に対して吐出すエネルギを規格化することでできる。

上記のように、血流の一周期の時間Ｔ秒の脈波波形Ｆ２について、血管収縮時間Ｔａの間における脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓａと、血管拡張時間Ｔｂ＝（Ｔ−Ｔａ）の間における脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓｂを用いると、血管が受ける規格化最大圧力値ｈａと規格化最低圧力値ｈｂは次のように示すことができる。すなわち、ｈａ＝［２｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔａ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］、ｈｂ＝［２｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔｂ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］である。｛Ｔａ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝と｛Ｔｂ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝は、それぞれ、血管の規格化収縮時間と規格化拡張時間であり、｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝と｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝は、それぞれ、収縮時間において血流が血管から受ける規格化エネルギと拡張時間において血流が血管に吐出す規格化エネルギである。係数の２は、脈波波形の変化を三角形近似することで生じる値である。

このようにして求められる規格化最大圧力値ｈａ、規格化最低圧力値ｈｂは、実測された脈波波形の最大値と最低値と同じものではない。つまり、実測された脈波波形の最大値が小さな値であっても、ＳａやＴａ次第では血流が血管から受けるエネルギが大きく、侵襲法やマンシェット法による最大血圧値が大きいことがある。逆に、実測された脈波波形の最大値が大きな値であっても、ＳａやＴａ次第では血流が血管から受けるエネルギが小さく、侵襲法やマンシェット法による最大血圧値が小さいことがある。規格化最大圧力値ｈａ、規格化最低圧力値ｈｂは、被検査者の個人差が出やすい脈波波形の最大値や最低値、あるいは脈拍数や血管の収縮期間、拡張期間に基づかずに、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象を普遍的に表現し、その普遍的表現から、侵襲法やマンシェット法によって得られる最大血圧値と最低血圧値に近い値を得ようというものである。

このようにして求められる規格化最大圧力値ｈａは、実際の侵襲法によって測定された最大血圧値Ｐ_Hとは、普遍的関係式で結ばれていると考えられる。同様に、規格化最低圧力値ｈｂと、実際の侵襲法によって測定された最低血圧値Ｐ_Lとは、普遍的関係式で結ばれていると考えられる。その普遍的関係式Ｙを見つければよい。普遍的関係式は、特許文献１で既に分かっているＸ＝（Ｔａ×Ｔｂ）と関係があるはずである。

そこで、ＸＹ＝一定値となる関係式を探索することを試みた。その試行錯誤から、規格化最大圧力値ｈａと、実際の侵襲法によって測定された最大血圧値Ｐ_Hの間の関係式Ｙ_Hは、Ｙ_H＝［（Ｎ²×ｈａ）／｛Ｐ_H×Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝^-1/2］がＸＹ_H＝Ａ（一定値）となることが分かった。Ａは、ＸＹ_H＝Ａの一定値であり、Ｎは脈拍数である。この関係式を書き直すと、Ｐ_H＝｛Ｎ⁴×（ｈａ）²｝／［Ａ²×（Ｔａ×Ｔｂ）^-2×｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝］となり、Ｐ_Hは、Ｎの四乗に比例、ｈａの二乗に比例、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）の二乗に比例、収縮時間における規格化エネルギに反比例の関係を有することが分かる。

また、規格化最低圧力値ｈｂについて、ＸＹ＝一定値となる関係式を探索すると、その試行錯誤から、規格化最低圧力値ｈｂと、実際の侵襲法によって測定された最低血圧値Ｐ_Lの間の関係式Ｙ_Lは、Ｙ_L＝［｛Ｎ²×Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／（Ｐ_L×ｈｂ）^-1/2］がＸＹ_L＝Ｂ（一定値）となることが分かった。Ｂは、ＸＹ_L＝Ｂの一定値であり、Ｎは脈拍数である。この関係式を書き直すと、Ｐ_L＝［Ｎ⁴×｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）²］／（［Ｂ²×（Ｔａ×Ｔｂ）^-2×ｈｂ］となり、Ｐ_Lは、Ｎの四乗に比例、ｈｂに比例、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）の二乗に比例、拡張時間における規格化エネルギの二乗に比例の関係を有することが分かる。

理想的には、ＸＹ_H＝Ａ，ＸＹ_L＝Ｂとなるように関係式Ｙ_H，Ｙ_Lを探索することがよいが、脈波センサの特性や、変換過程によっては、Ｙ_HやＹ_LがＸに対しきれいな反比例の関係にまとまらないことがある。統計処理の相関係数からはある程度のばらつきは許される。そこで、Ｙ_HＸ^α＝Ａ、Ｙ_LＸ^β＝Ｂを満たす関係式Ｙ_H，Ｙ_Lでもα，βが１に近い場合には、その関係式を用いてもよい。α，Ａ，β，Ｂは、脈波センサ等によって異なる係数である。

上記では、脈波センサとして、人体の表面に発光素子によって光を入射し、反射した光を受光素子で受光する反射型受発光センサを説明した。これに代えて、人体に向けて発光素子によって光を入射し、透過した光を受光素子で受光する透過型受発光センサを用いてもよい。また、受発光素子に代えて、人体に向けて超音波振動子によって超音波を入射し、反射した超音波を振動検出素子で検出する超音波プローブを用いてもよい。

これらのように、波形入力部と波形検出部を有するセンサを用いる場合には、位相シフト法を利用できる。例えば、超音波型の脈波センサとして、超音波プローブを用いる場合には、振動検出素子に増幅器を接続し、増幅器の出力端子と超音波振動子との間に位相シフト回路を配置し、人体の血流部と振動検出素子と増幅器と位相シフト回路と超音波振動子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数をデフォルト周波数に調整する周波数調整部を備える構成とすることができる。

この他に、位相シフト法を用いない単純なセンサを脈波センサとして用いることもできる。例えば、変位センサ、振動検出センサ等、脈波波形を検出するものであれば、脈波センサとして用いることができる。脈波センサが代わっても、Ｙ_H，Ｙ_Lの関係式は変化しない。変更が必要なのは、α，Ａ，β，Ｂである。換言すれば、α，Ａ，β，Ｂを変更するだけで、様々な脈波センサを用いることができる。

上記では、生体として人体の場合を述べたが、人体以外の生体であっても、血管の収縮と拡張とによって脈波波形が形成されるものであれば、上記のように規格化最大圧力値ｈａと規格化最低圧力値ｈｂとを侵襲法による最大血圧値Ｐ_Hと最低血圧値Ｐ_Lとに関連付ける関係式Ｙ_H，Ｙ_Lを求めることができる。生体の種類が異なれば、血液循環系の構成が異なるので、関係式Ｙ_H，Ｙ_Lは人体の場合と異なる関係式となる。人体と異なる生体としては、牛、馬、羊等の家畜、象、鹿、ライオン、トラ、キリン等の野生動物等が挙げられ、これらに脈波センサを取り付けて、これらの血圧のモニタリングを行うことができる。

上記では、血圧測定装置として、脈波センサと表示装置とを一体化した専用装置を説明した。脈波センサは表示装置と分離することができる。また、表示装置としては、多くの電気機器がディスプレイを有するので、そのディスプレイを利用することができる。図１３から図１５は、図１で説明した血圧測定装置とは異なる構成の例を示す図である。

図１３は、携帯電話のディスプレイを表示装置として利用する応用例を示す図である。図１３（ａ）は、血圧測定装置内蔵型の携帯電話１００を示す図である。この携帯電話１００は、図１で説明した測定押しボタン型の脈波センサ１０２を側面に備える。被検査者はこの脈波センサ１０２に指先９を押し当てて、測定押しボタンを押圧することで、図１で説明した内容と同様に、脈波波形Ｆ１を取得し、携帯電話１００の内部に設けられた制御部の作用によって一周期波形を算出し、基本パラメータ、２次パラメータを算出し、これに基づいて最大血圧値Ｐ_Hと最低血圧値Ｐ_Lを算出して、携帯電話１００のディスプレイ１０４に表示する。

図１３（ｂ）は、脈波センサ分離型の携帯電話１０６を示す図である。ここでは、携帯電話１０６に接続可能なジャック端子１０８を有し、そこから延びる信号線１１０の先端に測定押しボタン型の脈波センサ１１２が設けられる。ジャック端子１０８は携帯電話１０６から着脱可能である。携帯電話１０６の内部には、図１３（ａ）の携帯電話１００と同様に脈波センサ１１２から取得した脈波波形Ｆ１を一周期の脈波波形Ｆ２に変換する機能を有するので、脈波センサ１１２が固定型でないために生じる脈波波形の傾斜等を補正することができる。一周期の脈波波形Ｆ２に基づいて算出された最大血圧値Ｐ_Hと最低血圧値Ｐ_Lは、携帯電話１０６のディスプレイ１０４に表示される。また、携帯電話１０６のカバー等にジャック端子１０８等を設け、カバーと携帯電話１０６とを信号線で接続するようにしてもよい。

携帯電話でなくても、マイクロプロセッサを内蔵しディスプレイを有する端末装置であれば、図１３（ａ），（ｂ）と同様な構成が可能である。例えば、携帯電話に代えてタブレット端末を用いることができる。さらに、パーソナルコンピュータを用いることができる。図１４は、パーソナルコンピュータ１１４に無線送受信部１１６を持たせて、脈波センサ部分と無線通信で接続する例を示す図である。ここでは、パーソナルコンピュータ１１４と分離し別体型の血圧測定装置１１８が用いられる。

別体型の血圧測定装置１１８は無線送受信部１２０を有し、パーソナルコンピュータ１１４の無線送受信部１１６とデータの送受信が可能である。無線送受信方式としては、実用化されているＢｌｕｅＴｏｏｔｈ（登録商標）等の方式を用いることができる。別体型の血圧測定装置１１８は、図１の血圧測定装置１０において、表示部９０周辺の機能を除く機能を有する。表示部９０の機能は、パーソナルコンピュータ１１４のディスプレイが果たす。別体型の血圧測定装置１１８は、図１３（ｂ）のジャック端子１０８と同様の脈波センサ接続端子を設けることができる。図１４の例では、光ファイバ接続端子１２２を設け、これに接続される医療用光ファイバ１２４の先端部１２６に、光送出ファイバの先端と光受光ファイバの受光端を設ける。これによって、例えば、人体の内部における血管の脈波波形Ｆ１を取得することができる。

図１５は、装着型の血圧測定装置１２８を示す図である。図１５（ａ）は装着前の状態の血圧測定装置１２８を示す図で、（ｂ）は人体の指先９に装着した状態の血圧測定装置１２８を示す図である。装着型の血圧測定装置１２８は、細長いバンド状の部材１３０に測定ボタン１３２と表示部１３４を設けたものである。バンド状の部材１３０は、両端部を合わせて接続することで環状とできる柔軟性を有する材料で構成される。測定ボタン１３２と表示部１３４は、バンド状の部材１３０に対し、互いに表裏の関係で配置される。装着時には、測定ボタン１３２を指先９の表面に接触するようにする。

図１５の形態の応用例として、装着型の血圧測定装置１２８の表示部１３４の代わりに、図１４で説明した送受信部を設けることで、遠隔的な血圧測定が行える。その場合には、バンド状の部材１３０に代えて、人体表面に装着側の面に接着材を設けることがよい。接着材としては、感圧接着材を用いることができる。これによってパッチ型の送受信機能付き脈波センサとなる。このパッチ型の送受信機能付き脈波センサは、人体だけでなく、家畜、野生動物等にも取り付けることができ、これらの血圧モニタリングを行うことができる。

本発明に係る血圧測定装置は、人体の血圧測定に用いることができる。

６ 交点、８ 掌、９ 指先、１０，１１８，１２８ 血圧測定装置、１２ 筐体、１４ 測定面、１６ 案内穴、２０，１３２ 測定ボタン、２２ ボタン本体、２４ 圧縮バネ、２６ スイッチ押下棒、２８ 透光板、３０ 発光素子（脈波センサの一部）、３２ 受光素子（脈波センサの一部）、３４ 遮光部、３６ スイッチ、４０ 回路ブロック、４４ バイアス回路、５０ 脈波測定回路、５２，５４，６２，６４ 端子、５６ ＤＣカットコンデンサ、５８ 増幅器、６０ 位相シフト回路、７０ 制御部、７２ 周波数調整部、７４ 一周期波形算出部、７６ 基本パラメータ算出部、７８ ２次パラメータ算出部、８０ 血圧算出出力部、８２ 記憶部、８４ 係数ファイル、９０，１３４ 表示部、９２ プリンタ部、１００，１０６ 携帯電話、１０２，１１２ 脈波センサ、１０４ ディスプレイ、１０８ ジャック端子、１１０ 信号線、１１４ パーソナルコンピュータ、１１６，１２０ 無線送受信部、１２２ 光ファイバ接続端子、１２４ 医療用光ファイバ、１２６ 先端部、１３０ バンド状の部材。

Claims (9)

1. 生体における血流の脈波波形を検出する脈波センサと、
   生体における血流の一周期の時間Ｔ秒の脈波波形について、血管収縮時間Ｔａの間における脈波波形の時間積分値Ｓａと血管拡張時間Ｔｂ＝（Ｔ−Ｔａ）の間における脈波波形の時間積分値Ｓｂとを用いて、
   血管収縮時間Ｔａにおける規格化最大圧力値ｈａ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）と、
   血管拡張時間Ｔｂにおける規格化最低圧力値ｈｂ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）と、
   を算出する規格化圧力値算出手段と、
   算出された規格化最大圧力値と規格化最低圧力値とに基づいて、最大血圧値と最低血圧値とを算出して出力する血圧算出出力部と、
   を備えることを特徴とする血圧測定装置。
2. 人体における血流の脈波波形Ｆ１を検出する脈波センサと、
   脈波波形Ｆ１について繰り返し単位となる一周期の波形について、時間経過に対する傾斜を補正し、傾斜補正された一周期の脈波波形Ｆ２を求める一周期波形算出部と、
   一周期の脈波波形Ｆ２について、一周期の時間Ｔ秒と、一周期の開始時点を時間原点として脈波波形Ｆ２が最高値となる時間Ｔａ秒と、Ｔｂ＝（Ｔ−Ｔａ）秒と、時間原点から時間Ｔａ秒までの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓａと、時間Ｔａから一周期の終了時点である時間Ｔまでの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓｂを、基本パラメータとして算出する基本パラメータ算出部と、
   基本パラメータを用い、６０秒当たりの脈拍数Ｎ＝（６０／Ｔ）と、Ｔａの期間の規格化最大圧力値としてのｈａ＝［２｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔａ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］と、Ｔｂの期間の規格化最低圧力値としてのｈｂ＝［２｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔｂ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］を算出する２次パラメータ算出部と、
   侵襲法またはマンシェット法によって得られる最大血圧値と脈波波形Ｆ２に基づいて算出される規格化最大圧力値との間を関連づける係数Ａ，αと、侵襲法またはマンシェット法によって得られる最低血圧値と脈波波形Ｆ２に基づいて算出される規格化最低圧力値との間を関連づける係数Ｂ，βを予め求めて記憶する記憶部と、
   Ｐ_H＝｛Ｎ⁴×（ｈａ）²｝／［Ａ²×（Ｔａ×Ｔｂ）^-2α×｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝］を脈波波形Ｆ２に基づく最大血圧値Ｐ_Hとして算出して出力し、Ｐ_L＝［Ｎ⁴×｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝²］／［Ｂ²×（Ｔａ×Ｔｂ）^-2β×（ｈｂ）］を脈波波形Ｆ２に基づく最低血圧値Ｐ_Lとして算出して出力する血圧値出力部と、
   を備えることを特徴とする血圧測定装置。
3. 請求項２に記載の血圧測定装置において、
   脈波センサは、
   人体の表面に発光素子によって光を照射し、反射した光を受光素子で受光する反射型光脈波センサであり、
   受光素子の出力端子に接続される増幅器と、
   増幅器の出力端子と発光素子の入力端子との間に配置され、発光素子の入力波形と受光素子の出力波形との間の位相の変化を周波数の変化に変換する位相シフト回路と、
   人体の血流部と受光素子と増幅器と位相シフト回路と発光素子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する周波数調整部と、
   を備えることを特徴とする血圧測定装置。
4. 請求項２に記載の血圧測定装置において、
   脈波センサは、
   人体の表面に超音波振動子から超音波を入射し、反射した超音波を振動検出素子で受ける超音波型光脈波センサであり、
   振動検出素子の出力端子に接続される増幅器と、
   増幅器の出力端子と超音波振動子の入力端子との間に配置され、超音波振動子の入力波形と振動検出素子の出力波形との間の位相の変化を周波数の変化に変換する位相シフト回路と、
   人体の血流部と振動検出素子と増幅器と位相シフト回路と超音波振動子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する周波数調整部と、
   を備えることを特徴とする血圧測定装置。
5. 請求項３または４に記載の血圧測定装置において、
   位相シフト回路の動作中心周波数は、デフォルト周波数と異なる周波数に設定されることを特徴とする血圧測定装置。
6. 請求項２に記載の血圧測定装置において、
   Ａの値は、１００〜４００の範囲の値、αの値は０．７〜１．２の範囲の値、Ｂの値は、２０〜８０の範囲の値、βの値は０．７〜１．２の範囲の値であることを特徴とする血圧測定装置。
7. 請求項６に記載の血圧測定装置において、
   Ａの値は、２００〜２７０の範囲の値、αの値は１、Ｂの値は、２０〜６０の範囲の値、βの値は１であることを特徴とする血圧測定装置。
8. 請求項２に記載の血圧測定装置において、
   人体の掌を置くための測定面を有する測定台と、
   測定台に設けられる案内穴に案内され、付勢手段によって測定面より突き出すように付勢され、人体の指先で押されることで測定面に対し予め定めた方向に移動可能な測定ボタンと、
   を備え、
   発光素子と受光素子は、測定ボタン内に収納され、発光素子の発光面と受光素子の受光面は、測定面の側を向き、受光素子の入射光軸と受光素子の受光光軸との交点が測定ボタンの上面に対し予め定めた高さ位置に設定されることを特徴とする血圧測定装置。
9. 請求項８に記載の血圧測定装置において、
   測定ボタンが押し下げられることを検出して、脈波センサが作動開始することを特徴とする血圧測定装置。

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