WO2006016688A1

WO2006016688A1 - 電子血圧計の脈波データ補正装置、電子血圧計、電子血圧計の脈波データ補正方法、電子血圧計の制御方法、プログラムおよび記録媒体

Info

Publication number: WO2006016688A1
Application number: PCT/JP2005/014874
Authority: WO
Inventors: Yukiyoshi Saitou
Original assignee: Shisei Datum Co., Ltd.
Priority date: 2004-08-12
Filing date: 2005-08-09
Publication date: 2006-02-16
Also published as: US20070270698A1; US8652055B2; JP4646195B2; JP2006051197A; US20110237964A1

Abstract

本発明の目的は、脈波パターンの測定誤差を、容易かつ確実に補正することができる電子血圧計の脈波データ補正装置、電子血圧計、電子血圧計の脈波データ補正方法、電子血圧計の制御方法、プログラムおよび記録媒体を提供することである。本発明は、カフ圧に脈波振幅成分が重畳されている信号を時間微分し、上記時間微分信号の包絡線を演算し、上記演算された包絡線の最大値を検出し、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも前に発生した時間微分信号について、昇順にソートし、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも後に発生した時間微分信号について、降順にソートし、これらソートされた時間微分信号の包絡線を形成した電子血圧計である。

Description

電子血圧計の脈波データ補正装置、電子血圧計、電子血圧計の脈波データ補正方法、電子血圧計の制御方法、プログラムおよび記録媒体

[技術分野]

本発明は、電子血圧計または血行動態測定型血圧計に関する。

明

[背景技術] 細 1

従来、脈波パターンをスムージングする場合、脈波振幅値を，移動平均による平滑化によって、脈波パ夕一ンをスム一ジングする（たとえば、特許文献 1参照)。つまり、上記従来例では、時系列の離散的な入力データ P nに対する出力デー夕 F ( P n ) の時系列データを、単純に移動平均してスム一ジングする。

図 4は、血管内外圧力差と血管容積変化との関係の例を示す特性図である。血管内圧が外部の圧力（カフ圧）を超えるあたり（図 4において、「急激な変化点」が記載されている部分）から、血管の容積が急激に拡大する。血管の容積が急激に変化するのは、血管中膜が伸展性に富む特性を有するためである。さらに、内外圧力差を大きくすると、容積はあまり変化しない状態となるが、これは、繊維質の血管外膜によって、血管の容積変化が制限されるからである。

図 5は、図 4に示す血管内外圧力差と、血管容積変化の微分値との関係を示す図である。

従来、血圧を測定する場合、血管の容積を直接、測定することができないので、心臓の拍動によって生じる離散的な容積変化（脈波パ夕一ン）に基づいて、血圧値を測定する方法（オシロメトリック法）が採用されている。

図 6は、実際の脈波パターンの例を示す図である。

図 6に示す実際の脈波（実線）は、点線で示す理想特性と比較すると、凹凸が生じているパターンである。実際の測定値に基づいて作成したパターンが、上記のように凹凸になるのは、血圧そのものが時間的に変動するためであり、また、体動等でカフ圧が変化するためである。特許文献 1 特開平 5— 3 1 7 2 7 4号公報 [発明の開示]

図 7は、従来例において、血圧値を誤判定した場合の例を示す図である。隣接する脈波振幅が大幅に変動し、パターンが変形するような状態において、図 7に示すように、血圧値の判定そのものが大きく狂うという問題が生じる。オシロメトリック法において、最高血圧値を判定する場合、脈波振幅値のピーク値（最大脈波振幅値）の定比率（図の場合、 3 0 %) が、最高血圧値であると判定する。

図 7に示す場合、 A、 B、 Cの 3箇所で、ピ一ク値の 3 0 %になり、最高血圧の真値が Aである場合、 Bが最高血圧であると判定すると、判定された最高血圧は、実際よりも低めであるという誤判定がなされる。

この誤判定を防ぐためには、たとえば、血管容積が次第に増加する過程で、最初に判定値（3 0 %) を超えたときにおける血圧値を最高血圧であると判定することが考えられる。しかし、このようにした場合、図 7中、 A点よりも左側に 3 0 %を超える大きな脈波が出現すると、これを誤って最高血圧判定値とするという問題がある。

最低血圧を判定する場合においても、上記問題と同様の問題が生じる。

上記従来方法では、本来得られる害の特性とは関係なく、隣接しあう数値の関係だけでその補正量が決定される。したがって、図 7に示すように、処理後もピ —クが複数残る場合がある。これら複数のピークの発生を防ぐために、十分に平滑化し、そのために、移動平均のデータ数を増やせばよい。

しかし、移動平均のデータ数を増やし過ぎると、本来の正しい情報が失われるという問題がある。データ間の補正条件が単純なため補正誤差が大きい。

本発明は、脈波パターンの測定誤差を、容易かつ確実に補正することができる電子血圧計の脈波データ補正装置、電子血圧計の制御方法、プログラム、記録媒体、電子血圧計、電子血圧計の脈波デ一夕補正方法、プログラムおよび記録媒体を提供することを目的とするものである。

本発明は、時系列上、離散的な入力デ一夕 P nに対する出力データ F ( P n) を観測し、この観測した出力データ F ( P n ) の単調増加または単調減少を利用して、上記出力データ F ( P n ) の値を、時間軸方向に入れ替える補正をするものである。

本発明によれば、順番の入れ替えという単純なアルゴリズムによって、脈波パターンの測定誤差を補正するので、脈波パターンの測定誤差を、容易かつ確実に補正することができるという効果を奏する。

[図面の簡単な説明]

図 1は、本発明の実施例 1である電子血圧計 1 0 0を示すブロック図である。図 2は、実施例 1の動作を示すフローチャートである。

図 3は、カフ圧と、血管容積変化の微分値との関係（観測デ一夕）を示すダラフである。

図 4は、血管内外圧力差と、容積との関係の例を示す特性図である。

図 5は、図 4に示した血管内外圧力差と、血管容積変化の微分値との関係を示す図である。

図 6は、実際の脈波パターンの例を示す図である。

図 7は、従来例において、血圧値を誤判定した場合の例を示す図である。

[発明を実施するための最良の形態]

実施例 1

図 1は、本発明の実施例 1である電子血圧計 1 0 0を示すブロック図である。電子血圧計 1 0 0は、カフ 1 1と、加圧手段 1 2と、微速排気手段 1 3と、圧力検出手段 1 4と、 C P U 2 0と、 R OM 4 1と、 R AM 4 2と、操作手段 4 3 と、表示手段 5 1と、プリンタ 5 2と、外部端子 5 3とを有する。

カフ 1 1は、被測定者の腕に巻付けるものである。加圧手段 1 2は、血圧測定に必要な所定の圧力に、カフ 1 1を加圧する手段である。微速排気手段 1 3は、加圧手段 1 2によって加圧されたカフ 1 1内の圧力を徐々に排気する手段である圧力検出手段 1 4は、カフ 1 1の圧力を検出する圧力トランスデューサを含み、上記圧力を電気信号（パルス）に変換して出力する手段である。

サンプリング手段 1 5は、圧力検出手段 1 4と、圧力検出手段 1 4からの電気信号（パルス）を一定時間内でカウントし、サンプリング信号によって上記カウントを周期的に繰返すとともに、サンプリング値を AZD変換する手段である。また、カフ 1 1、加圧手段 1 2、微速排気手段 1 3、圧力検出手段 1 4は、可撓管によって接続されている。

C P U 2 0は、電子血圧計 1 0 0の全体を制御するものであるとともに、機能的には、 R〇M 4 1に格納されているプログラムと協働して、時間微分手段 2 1 と、包絡線演算手段 2 2と、包絡線最大値検出手段 2 3と、昇順ソート手段 2 4 と、降順ソ一卜手段 2 5と、包絡線形成手段 2 6と、最高血圧演算手段 2 7と、最低血圧演算手段 2 8と、脈拍数演算手段 2 9と、外部出力制御手段 3 0とを実現するものである。

R OM 4 1は、後述する図 2に示すフローチャートのプログラムを格納しているメモリであり、 R AM 4 2は、 C P U 2 0の演算結果等を記憶するメモリであり、操作手段 4 3は、所定のファンクションキー等を有するものである。

また、加圧手段 1 2と微速排気手段 1 3と、圧力検出手段 1 4と、サンプリング手段 1 5とは、 C P U 2 0によって制御される。

時間微分手段 2 1は、カフ圧に脈波振幅成分が重畳されている信号を時間微分して時間微分信号を得る手段である。

包絡線演算手段 2 2は、 XY座標の一方の軸に、カフ圧をとり、上記 X Y座標軸の他方の軸に、上記微分手段によって微分された時間微分信号をとり、上記時間微分信号のうちで心拍毎の最大値をプロットし、上記プロットされた最大値を繋ぐ包絡線を演算する手段である。

包絡線最大値検出手段 2 3は、上記演算された包絡線の最大値を検出する。昇順ソート手段 2 4は、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも前に発生した時間微分信号について、昇順にソートする（並び替える）。降順ソート手段 2 5は、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも後に発生した時間微分信号について、降順にソートする（並び替える）。包絡線形成手段 2 6は、上記昇順ソート手段、上記降順ソート手段によってソ —卜された時間微分信号の包絡線を形成する。

最高血圧演算手段 2 7は、上記形成された時間微分信号の包絡線に基づいて、最高血圧、を演算する手段である。

最低血圧演算手段 2 8は、上記形成された時間微分信号の包絡線に基づいて、最低血圧、を演算する手段である。

脈拍数演算手段 2 9は、上記形成された時間微分信号の包絡線におけるピークの時間間隔に基づいて、脈拍数を演算する手段である。

外部出力制御手段 3 0は、最高血圧演算手段 2 7で演算された最高血圧、最低血圧演算手段 2 8で演算された最低血圧、脈拍数演算手段 2 9で演算された脈拍数を、 C P U 2 0の外部に出力する手段である。

表示装置 5 1は、上記演算された最高血圧、最低血圧、脈拍数を表示する装置である。プリンタ 5 2は、上記演算された最高血圧、最低血圧、脈拍数をプリン卜する装置である。

次に、実施例 1の動作について説明する。

図 2は、実施例 1の動作を示すフロ一チャートである。

まず、カフの加圧を開始し（S l )、カフ圧が上限圧力と同じになれば（S 2 ) 、上記加圧を終了する（S 3 )。そして、カフ圧のサンプリング値を、 R AM 4 2 に記憶し（S 4 )、カフ圧が下限圧力よりも低くなれば（S 5 )、カフ圧のサンプリングとサンプリング値の記憶とを終了する（S 6 )。

その後、脈波成分を抽出し、さらに排気レート分の補正を行い、その値を R A M 4 2に記憶する（S 7 )。得られるべき血管容積変化（脈波振幅）の離散的な数値は、測定中に血圧が変動しなければ、単調に増加した後、ピークを過ぎると、今度は単調に減少するべきという性質を持っている。

図 6に示すように、凹凸が発生するのは、図 6において、横軸（血圧一カフ圧）の値が、実際は、血圧変化や体動等によって、真値と異なるからである。よって、得られた脈波パターンを補正する場合、出力値（縦軸）の変動は、入力値（横軸）変更によって生じていると考えればよい。

図 3は、カフ圧と、血管容積変化の微分値との関係（観測データ）を示すダラフである。図 3 (1) は、観測データを示す図であり、微分信号のピーク値を結んだ微分信号の包絡線 Eが破線で記載されている。

図 3 (2) は、実施例において、微分信号を並び替えた後の包絡線 E' を破線で示す図である。

図 3 (3) は、従来例において、図 3 (1) に示す観測データを移動平均した結果に基づいて微分信号の包絡線が破線で示してある。図 3 (3) において、複数のピークが残っている。時刻 t 6と t 7との間に 1つのピークが存在し、時刻 T 9と T 10との間に別のピークが存在している。

このように、図 3 (1) に示す最大ピーク値（図 3に示す時刻 t 6) を中心に、左右のデータを振り分け、それぞれを、昇順、降順にソートする（並び替える）ことによって、つまり、図 3 (1) において、時刻 t 6の最大ピークの左側について、昇順にソートし、時刻 _t 6の右側について、降順にソートし、入力圧力（血圧—カフ圧）に換算し、脈波パターンを補正することができる。このように補正すると、図 3 (2) に示すようになる。

このようにして得られた脈波パターンは、図 3 (2) に示すように、ピーク値が必ず単一である単峰特性になる。

上記実施例によれば、単純な論理を実行する（昇順でソート、降順でソートする）ことによって、波形補正を実現することができる。

また、実施例 1によれば、デ一夕の入れ替わり状態で、測定系のノイズや不整脈を推定することができる。たとえば、図 3 (1) に示す観測データにおいて、時刻 t 2、 t 3における血管容積変化の微分値を互いに入れ替え、時刻 t 4、 t 5における血管容積変化の微分値を互いに入れ替え、時刻 t 8、 t 9における血管容積変化の微分値を互いに入れ替える必要があり、血管容積変化が、それだけ変動していると考えられ、体動によって発生するノイズや、心拍変動等を、具体的な数値として推定することができる。つまり、「血管容積変化の微分値」の入れ替え数が多い程、また、図 3における移動量が大きい程、心拍変動が大きいと言える。これによつて、測定系の信頼性や不整脈の出現状態等を、正確に評価することができる。

データのソートによる補正の後に、移動平均や指数関数等による近似を実行すれば、より精度の高い、安定した脈波パ夕一ンを算出することができる。

実施例 1によれば、測定中の変動を吸収することができるので、運動中の血圧等を正確に測定することができる。

また、実施例 1によれば、順番の入れ替え（ソート）という単純な重み付けによって、脈波パターンの測定誤差を、容易かつ確実に補正することができる。さらに、実施例 1によれば、雑音成分の原因を問わずに、脈波パターンの測定値を補正することができる。

そして、実施例 1によれば、雑音の確率密度関数を定義することによって、測定精度の数学的検証が可能になる。つまり、オシロメトリック法による血圧測定は、心拍変動によって精度が悪化し、並び替えの頻度、大きさに基づいて、血圧測定の測定精度を類推することができる害である。

なお、上記実施例において、上記演算された包絡線の最大値が複数あった場合 (同じ値の最大値が複数あった場合)、次のいずれかの手法によって、真の最大値を決定する。

( 1 ) 複数の最大値のうちのいずれかを、所定の基準によって、真の最大値とする。

( 2 )隣接する他のデ一夕と比べ差の大きい最大値をノイズと見なし、削除する。

( 3 ) 包絡線の中央部に位置する最大値を、真の最大値とする。

また、実施例 1によれば、不整脈が発生しても、不整脈が発生しない場合と同様に、血圧測定することができる。

つまり、上記実施例は、時系列上、離散的な入力データ P nに対する出力デ一夕 F ( P n ) を観測する出力データ観測手段と、上記出力データ F ( P n ) の単調増加または単調減少を利用して、上記出力データ F ( P n ) の値を補正する補正手段とを有する電子血圧計の脈波データ補正装置の例である。

また、上記実施例は、カフ圧に脈波振幅成分が重畳されている信号を時間微分して時間微分信号を得る時間微分手段と、上記時間微分信号の包絡線を演算する包絡線演算手段と、上記演算された包絡線の最大値を検出する包絡線最大値検出手段と、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも前に発生した時間微分信号について、昇順にソートする昇順ソート手段と、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも後に発生した時間微分信号について、降順にソートする降順ソート手段と、上記昇順ソート手段、上記降順ソート手段によってソートされた時間微分信号の包絡線を形成する包絡線形成手段とを有する電子血圧計である。

さらに、上記実施例をプログラムの発明として把握することができる。つまり、上記実施例は、時系列上、離散的な入力データ P nに対する出力デ一夕 F ( P n ) を観測し、メモリに記憶する出力データ観測手順と、上記出力データ F ( P n ) の単調増加または単調減少を利用して、上記出力データ F ( P n )の値を補正し、メモリに記憶する補正手順とをコンピュータに実行させるプログラムの例である。そして、上記実施例は、カフ圧に脈波振幅成分が重畳されている信号を時間微分して時間微分信号を得、メモリに記憶する時間微分手順と、上記時間微分信号の包絡線を演算し、メモリに記憶する包絡線演算手順と、上記演算された包絡線の最大値を検出し、メモリに記憶する包絡線最大値検出手順と、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも前に発生した時間微分信号について、昇順にソートし、メモリに記憶する昇順ソート手順と、上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも後に発生した時間微分信号について、降順にソ一トし、メモリに記憶する降順ソート手順と、上記昇順ソ一ト手順、上記降順ソート手順でソートされた時間微分信号の包絡線を形成し、メモリに記憶する包絡線形成手順とをコンビュ一夕に実行させるプログラムの例である。また、上記各プログラムを、 F D、 C D、 D VD、半導体メモリ等の記録媒体に記録するようにしてもよい。

Claims

1. 時系列上、離散的な入力デ一タ Pnに対する出力デ一夕 F (Pn) を観測する出力データ観測手段と；

上記出力デ一夕 F (Pn) の単調増加または単調減少を利用して、上記出力デ —夕 F (Pn) の値を補正する補正手段と；

を有することを特徴とする電請子血圧計の脈波データ補正装置。

2. 時系列上、離散的な入力デ一夕 Pnに対する出力データ F (Pn) を観測の 9

し、メモリに記憶する出力デ一タ観測段階と；

上記出力デ一夕 F (Pn) の単調増加または単調減少を利用して、上記出力デ囲

一夕 F (Pn) の値を補正し、メモリに記憶する補正段階と；

を有することを特徴とする電子血圧計の脈波データ補正装置の制御方法。

3. 時系列上、離散的な入力データ Pnに対する出力デ一タ F (Pn) を観測し、メモリに記憶する出力データ観測手順と；

上記出力データ F (Pn) の単調増加または単調減少を利用して、上記出力デ一夕 F (Pn) の値を補正し、メモリに記憶する補正手順と；

をコンピュータに実行させるプログラム。

4. 時系列上、離散的な入力データ Pnに対する出力データ F (Pn) を観測し、メモリに記憶する出力データ観測手順と；

上記出力データ F (Pn) の単調増加または単調減少を利用して、上記出力デ —夕 F (Pn) の値を補正し、メモリに記憶する補正手順と；

をコンピュータに実行させるプログラムを記録したコンピュータ読取可能な記録媒体。

5. カフ圧に脈波振幅成分が重畳されている信号を時間微分して時間微分信号を得る時間微分手段と；上記時間微分信号の包絡線を演算する包絡線演算手段と；

上記演算された包絡線の最大値を検出する包絡線最大値検出手段と；上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも前に発生した時間微分信号について、昇順にソートする昇順ソート手段と；

上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも後に発生した時間微分信号について、降順にソートする降順ソート手段と；

上記昇順ソ一卜手段、上記降順ソー卜手段によってソ一卜された時間微分信号の包絡線を形成する包絡線形成手段と；

を有することを特徴とする電子血圧計。

6 . 請求項 5において、

上記形成された時間微分信号の包絡線に基づいて、最高血圧、最低血圧を演算することを特徴とする電子血圧計。

7 . 請求項 6において、

上記演算された最高血圧、最低血圧を表示することを特徴とする電子血圧計。

8 . 請求項 5において、

上記形成された時間微分信号の包絡線におけるピークの時間間隔に基づいて、脈拍数を演算することを特徴とする電子血圧計。

9 . 請求項 8において、

上記算出された脈拍数を表示することを特徴とする電子血圧計。

1 0 . カフ圧に脈波振幅成分が重畳されている信号を時間微分して時間微分信号を得、メモリに記憶する時間微分段階と；

上記時間微分信号の包絡線を演算し、メモリに記憶する包絡線演算段階と；上記演算された包絡線の最大値を検出し、メモリに記憶する包絡線最大値検出段階と；上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも前に発生した時間微分信号について、昇順にソ一卜し、メモリに記憶する昇順ソート段階と；上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも後に発生した時間微分信号について、降順にソートし、メモリに記憶する降順ソート段階と；上記昇順ソート段階、上記降順ソ一ト段階でソ一トされた時間微分信号の包絡線を形成し、メモリに記憶する包絡線形成段階と；

を有することを特徴とする電子血圧計の脈波データ補正方法。

1 1 . カフ圧に脈波振幅成分が重畳されている信号を時間微分して時間微分信号を得、メモリに記憶する時間微分手順と；

上記時間微分信号の包絡線を演算し、メモリに記憶する包絡線演算手順と；上記演算された包絡線の最大値を検出し、メモリに記憶する包絡線最大値検出手順と；

上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも前に発生した時間微分信号について、昇順にソートし、メモリに記憶する昇順ソート手順と；上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも後に発生した時間微分信号について、降順にソートし、メモリに記憶する降順ソート手順と；上記昇順ソ一ト手順、上記降順ソ一ト手順でソ一トされた時間微分信号の包絡線を形成し、メモリに記憶する包絡線形成手順と；

をコンピュータに実行させるプログラム。

1 2 . カフ圧に脈波振幅成分が重畳されている信号を時間微分して時間微分信号を得、メモリに記憶する時間微分手順と；

上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも前に発生した時間微分信号について、昇順にソートし、メモリに記憶する昇順ソート手順と；上記演算された時間微分信号であって、上記包絡線最大値よりも後に発生した時間微分信号について、降順にソートし、メモリに記憶する降順ソート手順と；上記昇順ソート手順、上記降順ソート手順でソー卜された時間微分信号の包絡線を形成し、メモリに記憶する包絡線形成手順と；

をコンピュータに実行させるプログラムを記録するコンピュータ読取可能な記録媒体。