WO2009101842A1 - 血圧測定装置およびその制御方法 - Google Patents

血圧測定装置およびその制御方法 Download PDF

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Kouichi Inoue
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Terumo Kabushiki Kaisha
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    • A61B5/7235Details of waveform analysis
    • A61B5/7239Details of waveform analysis using differentiation including higher order derivatives

Definitions

  • the present invention relates to a technique for measuring blood pressure based on a change in a pressure pulse wave that is detected when a cuff is attached to a measurement site and the cuff pressure is changed, and in particular, a diastolic blood pressure value and a systolic phase.
  • the present invention relates to a technique for determining a blood pressure value.
  • Blood pressure measurement is very important in the treatment of hypertension.
  • the degree of hypertension is classified according to the blood pressure value in units of 5 mmHg, and treatment methods suitable for each are recommended. Therefore, whether or not appropriate treatment can be performed depends on the measured blood pressure value.
  • a cuff is wrapped around a blood pressure side constant region, and the cuff pressure is gradually changed from a pressure higher than systolic blood pressure (also called systolic blood pressure) to a pressure lower than diastolic blood pressure (also called diastolic blood pressure).
  • the non-invasive sphygmomanometer measures the blood pressure by detecting the Korotkoff sound in the same way as the auscultation method, and changes in the pressure pulse wave superimposed on the internal pressure of the air bag in the cuff.
  • An oscillometric method that detects and measures blood pressure is used.
  • the amplitude of the pressure pulse wave detected when the cuff pressure is gradually changed from a pressure higher than the systolic blood pressure value (for example, 180 mmHg) to a lower blood pressure value (for example, 60 mmHg) Shows a substantially constant value, but gradually increases as the cuff pressure approaches the systolic blood pressure value.
  • the amplitude of the pressure pulse wave becomes maximum, and this time, the change gradually decreases.
  • the time-series change profile accompanying the change in the cuff pressure of the pressure pulse wave amplitude is determined based on the maximum pressure pulse wave amplitude value of the detected pressure pulse wave magnitude. It normalizes by showing by the ratio (%). And the ratio of the pressure pulse wave corresponding to the systolic blood pressure value by the auscultation method (K method) measured simultaneously and the diastolic blood pressure value is obtained from the average value of the actual data. This value is 50% for systolic blood pressure and 60-80% for diastolic blood pressure.
  • the relationship between the blood pressure value obtained by the auscultation method and the ratio of the above-described pressure pulse wave amplitude is affected by individual differences in the blood pressure value, the strength of the pulse, and the shape of the open blood pressure waveform, which is the intravascular pressure. Also, variation in cuff edge effect (phenomenon where the force of pressing the blood vessel at the end is weaker than the center of the cuff) due to how the cuff is wound, variation in compliance due to how the cuff is wound (pulse wave detection) (Effects related to measurement methods).
  • the cuffing phenomenon in the cuff peripheral part is the individual difference in the forearm part, the vascular elasticity and the vascular volume of the hand part which is on the distal side from the cuff wearing part, the individual difference in the peripheral circulation of blood after blood pressure measurement It is affected by the increase in peripheral blood pressure due to the degree of congestion of the cuff peripheral blood vessel, which is affected by the short repetition time of blood pressure measurement.
  • the present invention has been made in view of the above-described problems, and an object thereof is to provide a more accurate blood pressure value deriving method that is not easily affected by individual differences among non-measurers.
  • the blood pressure measurement device of the present invention has the following configuration. That is, a blood pressure measuring device, which is laid on the side in contact with the blood pressure measurement site and compresses the entire blood pressure measurement site, and the blood pressure measurement site laid on the side in contact with the blood pressure measurement site of the air bag A sub-air bag that compresses the heart side of the blood vessel of the blood vessel, and a pulse wave detection air that is laid on the side of the air bag for blood pressure measurement that is in contact with the blood pressure measurement site and detects a pulse wave slightly downstream of the central portion of the blood vessel of the blood pressure measurement site
  • a cuff part including a bag, pressure control means for pressurizing or depressurizing each air bag of the cuff part, a pressure sensor for detecting a pressure in each air bag of the cuff part, and the pressure control means
  • a pulse wave signal extracting means for extracting time series data of the pulse wave
  • a blood pressure measuring device which is a blood pressure measuring part laid on the side in contact with the blood pressure measuring part and compresses the whole blood pressure measuring part, and a blood pressure measuring part laid on the side in contact with the blood pressure measuring part of the blood pressure measuring part
  • a sub-air bag that compresses the heart side of the blood vessel of the blood vessel, and a pulse wave detection air that is laid on the side of the air bag for blood pressure measurement that is in contact with the blood pressure measurement site and detects a pulse wave slightly downstream of the central portion of the blood vessel of the blood pressure measurement site
  • a cuff part including a bag, pressure control means for pressurizing or depressurizing each air bag of the cuff part, a pressure sensor for detecting a pressure in each air bag of the cuff part, and the pressure control means
  • a pulse wave signal extracting means for extracting time series data of the pulse wave signal superimposed on the pressure in the cuff detected by the pressure sensor
  • the control method of the blood pressure measurement device of the present invention has the following configuration. That is, an ischemic air bag that is laid on the side in contact with the blood pressure measurement site and compresses the entire blood pressure measurement site, and a blood pressure side of the blood vessel on the blood pressure measurement site that is laid on the side in contact with the blood pressure measurement site on the blood pressure measurement site And a cuff part including a pulse wave detection air bag for detecting a pulse wave on the side of the blood pressure measurement part, which is laid on the side in contact with the blood pressure measurement part of the blood pressure measurement part and slightly downstream of the blood pressure measurement part A pressure control means for pressurizing or depressurizing each air bag in the cuff part; and a pressure sensor for detecting a pressure in each air bag in the cuff part.
  • a systolic blood pressure value based on a difference value between a pulse wave amplitude value at the bottom point appearing prior to the maximum gradient point and a value at a time at the bottom point of a tangent passing through the detected maximum gradient point and / or A diastolic blood pressure value is derived.
  • an air bag for ischemia laid on the side in contact with the blood pressure measurement site and compresses the entire blood pressure measurement site, and a heart side of the blood vessel on the blood pressure measurement site is laid on the side in contact with the blood pressure measurement site of the air bag for ischemia
  • a cuff part including a pulse wave detection air bag for detecting a pulse wave on the side of the blood pressure measurement part, which is laid on the side in contact with the blood pressure measurement part of the blood pressure measurement part and slightly downstream of the blood pressure measurement part
  • Wave signal features A blood pressure value deriving step for deriving a systolic blood pressure value and / or a diastolic blood pressure value based on the change and the pressure in the cuff at the time of the change, the blood pressure value deriving step comprising: For each of a plurality of one-period pulse signals included in the time series data, a maximum gradient point of one period pulse wave in a period between a peak point and a bottom point appearing preceding the peak point is detected and detected.
  • the systolic blood pressure value and / or the expansion based on the area of the portion surrounded by the tangent line passing through the maximum gradient point and the pulse wave signal in the period between the maximum gradient point and the bottom point appearing before the maximum gradient point It is characterized by deriving a period blood pressure value.
  • a blood pressure measurement device having a more accurate blood pressure value derivation method that is less affected by individual differences among non-measurers and a control method thereof.
  • the blood pressure measurement device of the present invention will be described with reference to the drawings based on a preferred embodiment.
  • a blood pressure measuring device provided with an air bag for ischemia, an air bag for pulse wave detection, and a sub air bag (so-called triple cuff) will be described.
  • the pulse wave signal obtained when the triple cuff of the present invention is used in the process of reducing the cuff pressure will be described in detail, and then the detailed operation of the blood pressure measurement device of the present invention will be described.
  • FIG. 11 is a block diagram illustrating the blood pressure measurement device according to the first embodiment.
  • the cuff body 201 includes a cloth cuff member 202 that is detachably provided to a blood pressure measurement site including the upper arm, and a male (hook) illustrated by a broken line at an end of the cuff member 202 on the measurement site contact side.
  • a type) hook-and-loop fastener 203 is provided, and a female (loop-type) hook-and-loop fastener 204 having the same position and area as the blood-blocking air bag on the surface opposite to the measurement site contact side is provided.
  • the cuff member 202 is wound around the upper arm as shown in the figure, and each hook-and-loop fastener is locked, so that the cuff body 201 can be attached and detached.
  • the hook-and-loop fastener is merely an example, and other members may be used, or a configuration in which the cuff body is provided in a method of forming a tubular shape and inserting the upper arm may be employed.
  • the cuff member 202 is provided with a hemostasis air bag 208 shown by a broken line for compressing the entire blood pressure measurement site.
  • a sub air bag 207 shown in a broken line having a narrower width is laid on the side in contact with the blood pressure measurement site of the ischemic air bladder 208 to compress the heart H side of the blood pressure measurement site.
  • a first buffer member 209 is provided between the sub air bag 207 and the ischemic air bag 208 so as to cover the entire sub air bag 207 in order to attenuate the vibration of the sub air bag 207.
  • a pulse wave detection air bag 205 shown in a broken line is laid on the side of the blood pressure measuring part 208 in contact with the blood pressure measuring part to compress the blood vessel downstream side of the blood pressure measuring part and detect the downstream pulse wave.
  • a cuff body 201 is constructed by being laid.
  • the cuff main body 201 In order to pressurize and depressurize the cuff main body 201, the cuff main body 201 is provided with the blood-blocking air bag 208 by the second pipe 212 and the pipe 215, and the pulse wave detection air bag 205 of the cuff main body 201 is the first.
  • a pump 223 which is a pressure increasing / decreasing means is connected to the sub air bag 207 of the cuff body 201 via a pipe 211 and a fluid resistor 214 via a third pipe 213 and an on-off valve 216.
  • a pressure sensor 231 serving as a cuff pressure detecting means for obtaining a cuff pressure signal from a change in pressure of the pulse wave detection air bag 205 is connected to the pulse wave detection air bag 205 via the first pipe 211. Yes.
  • a third pipe 213 is connected to the sub air bag 207.
  • the first piping 211, the second piping 212, and the third piping 213 are made of soft tubes and are detachably provided from the main body 230 via the connector 210.
  • the third pipe 213 is preferably further connected to a damper device 218 (shown by a broken line) that increases the volume in proportion to the pressure and smoothes the pressure.
  • a pump 223 and a quick exhaust valve / constant speed exhaust valve 222 are connected to the cross branch portion 220.
  • the rapid exhaust valve / constant speed exhaust valve 222 is connected to the control unit 248, and the on-off valve 216 is connected to the control unit 246, and the quick exhaust valve / constant speed exhaust valve 222 is an electromagnetic valve in response to a command from the central control unit 235.
  • the opening area is controlled, and the on-off valve 216 is opened / closed by an electromagnetic on-off valve.
  • the pump 223 is driven in accordance with power supply from a pump drive unit 249 connected to the motor M, introduces external air into the pump through the opening 223a, pressurizes, and pressurizes air through the cross-branch unit 220. Is sent to the pipe 215 and the third pipe part 213a so that each air bag can be pressurized.
  • the rapid exhaust valve / constant speed exhaust valve 222 has a structure in which the opening area is varied by the strength of electromagnetic force in order to realize a pressure reduction speed of 2 to 4 mmHg per second, and by obtaining a PWM drive signal from the control unit 248 Arbitrary decompression speed can be set.
  • the ischemic pressure signal from the ispneumatic bladder 208 having attenuated the pulse wave component and the pressure change of the pulse wave detecting air bag 205 are input to the pressure sensor 231 which is a cuff pressure detecting means.
  • the pressure sensor 231 is connected to a pressure measuring unit 232 that converts an analog electrical signal, and the pressure measuring unit 232 is connected to an A / D converter 233, and the digital signal is cuffed to the central control unit 235. It is configured to output as a signal.
  • the central control unit 235 includes a RAM 238 that reads and writes measurement data and analysis results, a pulse wave processing unit 239 that detects a superimposed pulse wave signal from the cuff pressure signal, and a cuff (an air bag for ischemia, a pulse wave).
  • a cuff pressure control unit 240 that pressurizes and depressurizes the pressure of the detection air bag (sub air bag), a blood pressure measurement unit 241 that determines the blood pressure from the detected pulse wave change and the ischemic cuff pressure signal, and displays the measured blood pressure value as a blood pressure
  • a ROM 236 that stores a display control unit 237 a for displaying on the means 237 as various control programs readable by the central control unit 235 is included.
  • the RAM 238 also functions as a work area for programs processed in the central control unit 235.
  • the central control unit 235 is connected to a liquid crystal display unit 237 that is a blood pressure display unit that displays a blood pressure value, and each drive unit that performs each of the drive controls described above.
  • the power supply from the power supply unit 243 including the dry battery is configured so that each operation necessary for blood pressure measurement can be performed by supplying power to each unit by the central control unit 235 by operating the switch 242.
  • various measurement control programs stored in advance in the ROM 236 can be read out by the central control unit 235 and operated as in a flowchart of a blood pressure measurement routine described later.
  • FIG. 1 is a graph showing a state in which a pulse wave signal is superimposed on the cuff pressure in the process of reducing the cuff pressure. This graph shows how the magnitude and shape of the pulse wave signal change as the cuff pressure decreases.
  • FIG. 2 is a diagram showing a change of the pulse wave amplitude value superimposed on the cuff pressure in the process of reducing the cuff pressure together with the change of the cuff pressure. It is shown that in the process of reducing the cuff pressure, the pulse wave amplitude value gradually increases, and after passing through the point M where the maximum amplitude value appears, the pulse wave amplitude value tends to gradually decrease.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view in the longitudinal direction (the direction in which the upper arm extends) of the cuff (triple cuff) of the blood pressure measurement device according to the first embodiment.
  • the cuff according to the modification is a triple cuff including a large cuff 1 for blood vessel ischemia, a small cuff 2 for pulse wave detection, and a sub-cuff 3 provided in the upstream portion. It is shown that the blood vessel 100 is blocked at the portion Q by the pressurized large cuff 1 and subcuff 3 for blood vessel ischemia, and the blood flow from the upstream side 100a to the downstream side 100b is suppressed.
  • the force that squeezes the arm with the large cuff 1 is strongest at the center in the width direction of the cuff (part A in FIG. 3, hereinafter simply referred to as the cuff center A), and weakens as it approaches both ends. Then it becomes almost 0.
  • the difference is that the invasion of blood flow in the section indicated by “B” in FIG.
  • the small cuff 2 is provided at the cuff central portion A in the width direction of the cuff, so that the intravascular pressure change (intravascular volume change) at this portion is best captured.
  • cuff pressure means the pressure in the cuff, but is substantially equal to the compression force of the arm at the cuff central portion A in the cuff width direction. It is also the pressure from the cuff applied to the blood vessel under the cuff center A.
  • the pulse wave signal superimposed on the cuff pressure detected by the pulse wave detection small cuff 2 is mainly caused by a direct change in the cuff pressure accompanying a change in the intravascular volume due to the blood flow from the upstream side of the cuff. It is divided into a component W1 derived (hereinafter referred to as W1 component) and a component W2 (hereinafter referred to as W2 component) derived from a change in intracuff pressure due to a change in intravascular volume due to reflection from a blood vessel downstream of the cuff.
  • the W1 component is a component W1-A (hereinafter referred to as a W1-A component) derived from the pressure change (change in the volume of the blood vessel) below the central portion in the width direction of the cuff, that is, the portion of the cuff central portion A.
  • a component W1-B (hereinafter referred to as W1-) derived from a pressure change (intravascular volume change) below the upstream portion in the width direction of the cuff, that is, a portion B in FIG. 3 (hereinafter simply referred to as the cuff upstream portion B).
  • W1-C the component W1-C (hereinafter referred to as W1) derived from the change in intravascular volume under the portion C in FIG. 3 (hereinafter simply referred to as the cuff downstream portion C).
  • W1-C the component W1-C derived from the change in intravascular volume under the portion C in FIG. 3 (hereinafter simply referred to as the cuff downstream portion C).
  • W0 a slight component W0 derived from the vibration of the blood vessel due to the intravascular pressure is included.
  • FIG. 4 is a diagram schematically showing each component included in the pulse wave signal PW acquired by the triple cuff method.
  • the pulse wave signal PW indicated by a thick line includes a W1 component and a W2 component, and the W1 component is composed of a W1-A component and a W1-C component.
  • the sub-cuff 3 compensates for the cuff edge effect of the large cuff 1, so that W1- B component is greatly reduced.
  • the W1-B component As a result of the suppression of the W1-B component, a W0 component that is a vibration component of the blood vessel due to the intravascular pressure can be newly observed.
  • the amplitude change of the W0 component is sufficiently small compared to the amplitude change caused by the W1-A component and the W1-C component.
  • the pulse wave signal PW is a typical example observed when the cuff pressure is between the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value in the decompression process.
  • the cuff pressure in the decompression process is between the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value
  • the W1-A component derived from the change in the intravascular volume under the cuff central portion A accompanying the blood flow to the downstream blood vessel and the change in the intravascular volume under the cuff downstream portion C are obtained.
  • the W1-C component overlaps to form the W1 component, and further, the W2 component due to reflection from the downstream side overlaps with a time difference to form the pulse wave signal PW superimposed on the cuff pressure.
  • the W1-A component is most easily sensed as compared with the W0 component and the W1-C component. Therefore, the characteristics of the W1-A component are largely reflected in the shape of the W1 component, compared to the characteristics of the W1-C component.
  • the intravascular volume change under the cuff downstream portion C is shown, but the downstream portion C is located on the downstream side of the central portion A, and the compression force of the cuff in the downstream portion C is the cuff in the central portion A. Therefore, the opening and closing of the blood vessel under the downstream portion C is substantially synchronized with the opening and closing of the blood vessel under the central portion A, and the time difference between the appearance of the W1-A component and the W1-C component is substantially reduced. Absent.
  • the W2 component Since the W2 component is a reflection from the blood vessel on the downstream side of the cuff with respect to the blood flow from the upstream, the peak appears at the timing when the intravascular pressure on the downstream side becomes higher than the cuff pressure. More late (Fig. 4).
  • the reflection of the W2 component shape on the overall shape of the pulse wave signal is smaller than the reflection of the shape of the W1 component (combination of the W1-A component and the W1-C component).
  • the intravascular pressure on the downstream side of the cuff has sufficiently recovered to the state before ischemia by the cuff, so reflection from the downstream blood vessel is substantially reduced. It disappears. Therefore, in the pulse wave signal in which the cuff pressure is detected in the vicinity of the diastolic blood pressure value, the W2 component substantially disappears.
  • FIG. 5 is a diagram schematically showing how the W1-A component derived from the change in the intravascular volume under the cuff central portion A is generated and changed during the process of reducing the cuff pressure.
  • the horizontal axis represents the elapsed time when the cuff pressure is reduced at a constant pressure reduction rate
  • the vertical axis represents the intravascular external pressure difference (intravascular pressure ⁇ cuff pressure)
  • an open waveform blood vessel
  • the change in the intravascular external pressure difference under the cuff central portion A derived from the blood pressure waveform (intravascular pressure change) at each time point in the elapsed time (blood pressure waveform) The same triangular waveform).
  • the change in the intravascular volume at each time point that occurs according to the change in the intravascular external pressure difference is shown as the graph 2 with the vertical axis as the intravascular volume.
  • the relationship between intravascular / external pressure difference and intravascular volume, which converts the change in intravascular external pressure difference (Graph 1) into the change in intravascular volume (Graph 2), and the horizontal axis shows the intravascular volume. Is represented as graph 3.
  • the simplified relationship is assumed by focusing on the tendency of the intravascular volume to suddenly change (rapid increase or decrease) when the intravascular external pressure difference is near zero. Yes. That is, the change between the state in which the blood vessel is completely closed (intravascular volume 0) and the state in which the blood vessel is completely open (intravascular volume Vmax) in the process of increasing / decreasing the intravascular external pressure difference, the intravascular volume is V0 and V1. This is represented by a broken line consisting of straight lines of a steep portion between V0 and V1 and a gentle slope portion of V0 or less and V1 or more.
  • Intravascular volume V0 This is a state in which the blood vessel is crushed by its own weight (intravascular volume V0) at a position where the intravascular external pressure difference is 0, but when the intravascular external pressure difference changes to a positive value from this position, the intravascular volume suddenly increases.
  • the blood vessel reaches a sufficiently open state (intravascular volume V1), and then gradually increases (towards the maximum intravascular volume Vmax) with respect to the change in the intravascular external pressure difference, and the intravascular external pressure difference
  • the intravascular volume tends to decrease gradually (towards the intravascular volume 0).
  • the steep portion between the blood vessel volume V0 and V1 is approximated by a straight line, so the rate of change in the blood vessel volume is the same during this period.
  • the rate of change at the position where the internal / external pressure difference is 0 (the position of the blood vessel volume V0) is the maximum.
  • the degree of such a tendency that the intravascular volume suddenly changes (rapidly increases) when the intravascular external pressure difference is close to 0 depends on the degree of extensibility of the blood vessel of the measurement subject. It is thought that it can be made.
  • a is a time point at which the cuff pressure is equal to the systolic blood pressure value
  • b is approximately at the center of the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value.
  • Time point c shows a change (triangular waveform) in the intravascular external pressure difference under the cuff central portion A when the cuff pressure is equal to the diastolic blood pressure value.
  • Changes in the intravascular external pressure difference (triangular waveforms) a, b, and c at each time point in the elapsed time (peak points) are portions of the systolic blood pressure value in the open waveform (intravascular pressure change) (i.e., The lower apex (bottom point) is derived from the portion of the diastolic blood pressure value (ie, the early systolic phase of the heart) in the blood pressure waveform (intravascular pressure change). Is.
  • the change in the intravascular external pressure difference of a, b, and c in the graph 1 is converted into the change in the intravascular volume using the relationship between the intravascular external pressure difference and the intravascular volume in the graph 3, and (a), (B) and (c).
  • the initial position of the heart (two positions in the front and rear) is indicated by white circles. This corresponds to the downward apex (bottom point) of the open waveform (change in intravascular pressure).
  • a component (indicated by a thick line) shown between the initial positions of the heart (two positions before and after) in the systole is the W1-A component. That is, graph 2 shows how the W1-A component changes at each point of the cuff pressure reducing process (elapsed time).
  • the positions where the intravascular external pressure difference becomes 0 preceding the peak point are indicated by dots.
  • the peak point corresponds to a position where the intravascular external pressure difference is 0, and this position is indicated by a dot.
  • the position where the intravascular external pressure difference indicated by the dots (a), (b), and (c) is 0 is actually a portion where the intravascular volume rapidly increases (rapidly increases) (the maximum gradient in the first half of the waveform) Point).
  • the position where the intravascular volume that occurs behind the peak point is minimized is also indicated by dots. It is known that the position where the intravascular volume that occurs behind the peak point of the W1-A component is minimized is substantially equal to the position of the downward peak point (bottom point) of the actual pulse wave signal. Therefore, hereinafter, the position where the intravascular volume that occurs behind the peak point of the W1-A component is minimized is referred to as the bottom point of the W1-A component.
  • the portion where the internal volume of the blood vessel rapidly increases with the W1-A component (the maximum gradient point in the first half of the waveform) [the position where the intravascular external pressure difference indicated by the dot becomes 0] is the heart preceding the W1-A component.
  • the time (time difference) delayed from the initial systolic position is indicated by t1
  • one period of the pulse wave signal is indicated by T.
  • the period T of the pulse wave signal is substantially constant during the measurement period.
  • the downward displacement from the portion (maximum gradient point in the first half of the waveform) where the intravascular volume at the bottom point of the W1-A component increases rapidly is indicated by H.
  • the time difference t1 decreases as the cuff pressure approaches the systolic blood pressure value from the systolic blood pressure value. That is, the time difference t1 of appearance from the preceding bottom point of the maximum gradient point decreases as the cuff pressure approaches the systolic blood pressure value from the systolic blood pressure value.
  • the phase difference 2 ⁇ (t1 / T) of the appearance from the preceding bottom point of the maximum gradient point is also the same as the cuff pressure. It decreases as the systolic blood pressure value approaches the diastolic blood pressure value.
  • the pulse wave signal PW is divided into components, and the simplified examination content for the W1-A component has been shown.
  • the pulse wave signal PW is separated into a W1-A component, a W0 component, and the like. Without being detected by the small cuff 2 for pulse wave detection as one pulse wave signal with each superimposed.
  • the W1-A component largely reflects the shape of the W1 component of the pulse wave signal superimposed on the cuff pressure. Further, the W2 component of the pulse wave signal is generally smaller than the W1 component, and the cuff pressure disappears in the vicinity of the diastolic blood pressure value.
  • the blood pressure value can be determined as follows.
  • Systolic blood pressure When the cuff pressure is higher than the systolic blood pressure value, since the W1-A and W1-C components do not exist, the signal is the W0 component. When the cuff pressure becomes equal to the systolic blood pressure value, W1-A and W1-C components appear and a notch is generated. Therefore, if a pulse wave in which the W1-A and W1-C components are superimposed on the pressure propagation component (pulse wave in which a notch is generated) is detected, the systolic blood pressure value is obtained from the cuff pressure at that time.
  • Procedure 1 For each one-cycle pulse wave, the tangent of the pulse wave at the maximum change point indicating the maximum inclination between the vicinity of the pulse wave base and the maximum pulse wave amplitude point of the pulse wave is derived.
  • Procedure 2 For each one-period pulse wave, a difference value H between the value of the intersection of the tangents derived in the procedure 1 at the time of the pulse wave base and the actually measured pulse wave level at the time of the pulse wave base is obtained.
  • FIG. 6A and 6B are diagrams illustrating an example of a method for deriving a systolic blood pressure value.
  • FIG. 6A shows an example when the cuff pressure is higher than the systolic blood pressure value
  • FIG. 6B shows an example when the cuff pressure becomes equal to or lower than the systolic blood pressure value.
  • Diastolic blood pressure As the cuff pressure approaches the diastolic blood pressure value, the time difference T decreases from the time of the rise of the pulse group (the lowest point of the pulse pressure) to the time of the maximum change point (notch) of the slope, and the component due to pressure propagation (the component of W0) ) And W1-A, W1-C cannot be separated. Therefore, it suffices to detect the point at which separation becomes impossible.
  • Procedure 1 For each one-cycle pulse wave, the tangent of the pulse wave at the maximum change point indicating the maximum inclination between the vicinity of the pulse wave base and the maximum pulse wave amplitude point of the pulse wave is derived.
  • Procedure 2 For each one-period pulse wave, a difference value H between the value of the intersection of the tangents derived in the procedure 1 at the time of the pulse wave base and the actually measured pulse wave level at the time of the pulse wave base is obtained.
  • FIG. 7A and 7B are diagrams illustrating an example of a method for deriving a diastolic blood pressure value.
  • FIG. 7A shows an example when the cuff pressure is higher than the diastolic blood pressure value
  • FIG. 7B shows an example when the cuff pressure becomes equal to or lower than the diastolic blood pressure value.
  • the maximum change point approaches the base of the pulse wave, so that the difference value H decreases suddenly. Therefore, it can be seen that the cuff pressure at the time when the difference value H changes rapidly can be used as the diastolic blood pressure value. Instead of H, the area between the tangent line from the vicinity of the pulse wave base to the maximum change point and the pulse wave is obtained, and the same processing can be performed even if this value changes.
  • FIG. 8 is a diagram exemplarily showing the time-series change of the maximum amplitude of the pulse group and the difference value H in the measurement during the decompression process.
  • the rapid change point in the time series change of the difference value H shows a good correspondence with the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value.
  • the bottom point and the maximum gradient point (rapid rise point) of the pulse wave signal are detected in each pulse wave signal.
  • the predetermined threshold is set in consideration of noise or the like in the signal processing process of the detected pulse wave. Note that the influence of measurement conditions such as individual differences and decompression speed on noise and the like in this signal processing process is generally small.
  • These blood pressure determination methods are set based on parameters (statistical methods) that are greatly influenced by individual differences in measurement subjects and measurement conditions (decompression speed, etc.), as in a conventional oscillometric sphygmomanometer. It is not necessary to handle the change profile of the pulse wave amplitude value during the cuff pressure reduction process using the ratio of the pulse wave amplitude value to the maximum pulse wave amplitude value. Therefore, measurement with small variations due to individual differences and measurement conditions (decompression speed, etc.) can be realized.
  • FIG. 9 is an operation flowchart of the cuff pressurizing routine.
  • the cuff body 201 is attached to the upper arm.
  • the measurement start switch 242 (not shown) is pressed, the opening area of the quick exhaust valve / constant speed exhaust valve 222 is fully opened, and the on-off valve 216 is opened to exhaust each air bag.
  • the pressure sensor 231 is zero-set (initialized).
  • step S402 the on-off valve 216 is kept open.
  • the quick exhaust / constant exhaust valve 222 is fully closed.
  • step S404 it is checked whether or not a specified pressure (pressure that does not become an obstacle to ischemia and can inflate the sub air bag 207 so as to reduce the cuff edge effect) is reached. If the specified pressure is reached, step S405 is performed. To close the on-off valve 216.
  • a specified pressure pressure that does not become an obstacle to ischemia and can inflate the sub air bag 207 so as to reduce the cuff edge effect
  • step S406 it is determined whether or not the cuff pressure has reached the pressurization set value.
  • the process proceeds to step S407, and after stopping the pump drive, the process proceeds to the blood pressure value measurement routine. In this manner, the pump 223 is continuously driven so that the pressure of the air bag 408 for ischemia becomes a set pressure value that is 20 to 30 mmHg higher than the expected systolic blood pressure.
  • FIG. 10 is a flowchart showing a blood pressure value measurement routine.
  • the above-described difference value H is used for blood pressure determination.
  • step S620 constant speed exhaust is started by the rapid exhaust valve / constant speed exhaust valve 222.
  • the cuff pressure controller 240 uses the signal from the cuff pressure detector to change the opening area of the quick exhaust / constant exhaust valve 222 so that the decompression speed becomes 2 to 3 mmHg / sec, and starts constant speed decompression. Is done.
  • step S621 the cuff pressure is obtained from the cuff pressure detector, and in the next step S622, the pulse wave signal is detected, and the maximum change point (notch) in each one pulse wave signal is detected and the maximum change is detected. Derive tangents at points. Then, a difference value H between the value of the intersection of the tangent at the time of the pulse wave base and the actually measured pulse wave level at the time of the pulse wave base is obtained. In step S623, the difference value H derived by the pulse wave processing unit 239 and the cuff pressure are stored in the RAM 238 as a set.
  • step S624 it is determined whether or not the difference value H stored in step S623 has fluctuated more than near 0, and the cuff pressure value at the time of fluctuation is determined as the systolic blood pressure value.
  • a threshold value may be determined in advance, and the cuff pressure value when the difference value H exceeds the threshold value may be determined as the systolic blood pressure value. If not, the process returns to step S621.
  • step S626 after the systolic blood pressure value is determined, the pulse wave signal is detected again, the maximum change point (notch) in each one pulse wave signal is detected, and the tangent line at the maximum change point is derived. Then, a difference value H between the value of the intersection of the tangent at the time of the pulse wave base and the actually measured pulse wave level at the time of the pulse wave base is obtained.
  • the process proceeds to step S627, and the difference value H and the cuff pressure derived by the pulse wave processing unit 239 are stored in the RAM 238 as a set.
  • step S628 it is determined whether or not the difference value H stored in step S626 has approached a constant value near 0, and the cuff pressure value at the time of approach is determined as the diastolic blood pressure value.
  • a threshold value may be determined in advance, and the cuff pressure value at the time when the difference value H falls below the threshold value may be determined as the diastolic blood pressure value. If not, the process returns to step S625.
  • step S629 the opening area of the quick exhaust / constant exhaust valve 222 is fully opened, and the on / off valve 216 is opened to bring the cuff to atmospheric pressure.
  • step S630 the stored systolic blood pressure value and diastolic blood pressure value are displayed on the display unit, and the series of blood pressure measurement operations is terminated.
  • the blood pressure value (systolic blood pressure value and diastole) is not based on a statistical method but based on a change in the shape of the pulse wave signal (one-period pulse wave signal). Blood pressure).
  • measurement adapted to individual differences can be performed, and more accurate blood pressure values (systolic blood pressure values and diastolic blood pressure values) can be derived.

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Abstract

 非測定者の個体差に影響されにくいより精度の高い血圧値の導出手法を提供する。血圧測定装置において、カフ部と、カフ部の各空気袋を加圧または減圧する圧力制御手段と、カフ部の各空気袋内の圧力を検出する圧力センサと、圧力制御手段によりカフ部の各空気袋を加圧または減圧する過程において、圧力センサにより検出されるカフ内の圧力に重畳した脈波信号の時系列データを抽出する脈波信号抽出手段と、脈波信号の特徴量の変化と当該変化時点でのカフ内の圧力とに基づき、収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出する血圧値導出手段と、を備え、血圧値導出手段は、脈波信号の時系列データに含まれる複数の1周期脈波信号の各々について、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との期間での1周期脈波の最大勾配点を検出し、検出された最大勾配点に先行して現れるボトム点における脈波振幅値と検出された最大勾配点を通過する接線の前記ボトム点における時刻での値との差値に基づいて収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出する。

Description

血圧測定装置およびその制御方法
 本発明は、測定部位にカフを装着し、カフ圧を変化させたときに検出される圧脈波の変化に基づいて血圧を測定する技術に関するものであり、特に、拡張期血圧値および収縮期血圧値を決定する技術に関するものである。
 高血圧症の治療においての血圧測定は非常に重要である。WHO/ISHの高血圧治療ガイドラインによれば、5mmHg単位の血圧値により高血圧症の程度が分類されそれぞれに適した治療方法が推奨されている。そのため、適切な治療ができるかできないかは測定した血圧値により左右されることになる。また、人口の高齢化が進む中、高血圧症が大きく関与する循環器疾患、メタポリックシンドロームへの予防を考慮した場合、血圧測定への精度、信頼性の要求は非常に大きい。
 従来、血圧側定部位にカフを巻いて、カフ圧を収縮期血圧(収縮期血圧とも呼ばれる)より高い圧力より拡張期血圧(拡張期血圧とも呼ばれる)より低い圧力まで徐々に変化させて血圧を測定する非観血的血圧計の測定法として、聴診法と同様にコロトコフ音を検出して血圧を測定するマイクロフオン法とカフ内の空気袋の内圧に重畳している圧脈波の変化を検出して血圧を測定するオシロメトリック法とが利用されている。
 オシロメトリック法では、例えば、カフ圧力を収縮期血圧値以上の圧力(例えば180mmHg)から拡張期血圧値以下(例えば60mmHg)まで徐々に変化させたときに検出される圧脈波の振幅は、最初はほぼ一定値を示すが、カフ圧力が収縮期血圧値に近づくにつれて徐々に大きくなる。そして、カフ圧力が収縮期血圧以下になり、拡張期血圧に近づくと圧脈波の振幅は最大となり、今度は徐々に小さくなる変化を示す。さらに、カフ圧力が拡張期血圧以下になると圧脈波の振幅は徐々にある一定値に近づくように変化する。そこで、オシロメトリック方式では、圧脈波振幅のカフ圧力の変化にともなう時系列変化プロフィルを、検出した圧脈波の大きさの最大圧脈波振幅値を基準としたときの各圧脈波振幅の割合(%)で示すことにより正規化する。そして、同時に測定した聴診法(K法)による収縮期血圧値と拡張期血圧値に該当する圧脈波の割合を数多く取った実データの平均値からもとめている。この値は、収縮期血圧については50%、拡張期血圧については60~80%の値になる。
 ただし、聴診法による血圧値と上述の圧脈波振幅の割合との関係は、血圧値、脈の強弱、血管内圧である観血血圧波形の形状の個体差による影響をうける。また、カフの巻き方によるカフの上流部および下流部のカフエッジ効果(カフの中央部より端部で血管を押さえる力が弱くなる現象)のバラツキ、カフの巻き方によるコンプライアンスの変化(脈波検出感度の変化)などの測定方法に関係する影響もうける。そして、カフ末梢部の拍出現象は、カフ装着部位より末梢側である前腕部、手部の血管弾性および血管容積の大小の個体差、血圧測定後の血液の末梢循環の良し悪しの個体差、血圧測定の繰り返し時間の短さの影響をうけるカフ末梢側血管のうっ血の程度による末梢血管内圧の上昇の影響をうける。
 影響要因のほとんどが個体差に起因した問題であり直接的な対応が困難であり、カフの巻き方への対応は血圧測定のユーザビリティへの影響が大きいことから、収縮期血圧の測定における影響要因を低減する方法としては、カフ末梢側への拍出脈波の検出の感度を上げS/Nを向上する対応策がとられる。例えば、特許文献1には、阻血用空気袋の圧力が最も反映されているカフ中央部にカフの末梢側の拍出を選択的に検出するための脈波検出用空気袋を設置し、収縮期血圧測定のキーポイントとなるカフ末梢側への拍出脈波の検出能力を向上するダブルカフ法が提案されている。
特開2005-185295号公報
 しかしながら、上述のダブルカフ法を用いた場合であっても、カフ末梢側の拍出による脈波信号の検出を阻害するカフ圧力が収縮期血圧よりも高いときにカフのエッジ効果や、カフの上流部に心臓の収縮および拡張に同期して侵入しては押し戻される血流変化により発生するカフ上流部脈波により十分なS/Nが確保できない場合がある。また、ダブルカフ法においても、脈波が小さい場合などの血圧値の導出には聴診法の拡張期血圧との相関よりもとめるオシロメトリック法に準じた方法を用いざるを得ない場合があり、個体差による影響を受ける場合がある。そのため、より正確な測定のためには血圧測定を複数回行うか、あるいは、医師による聴診法を用いた測定を行うなどの必要があった。
 本発明は上述の問題点に鑑みなされたものであり、非測定者の個体差に影響されにくいより精度の高い血圧値の導出手法を提供することを目的とする。
 上述の問題点を解決するために、本発明の血圧測定装置は以下の構成を備える。すなわち、血圧測定装置であって、血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位全体を圧迫する阻血用空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設されて血圧測定部位の血管の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管の中央部やや下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、を含むカフ部と、前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する圧力制御手段と、前記カフ部の各空気袋内の圧力を検出する圧力センサと、前記圧力制御手段により前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する過程において、前記圧力センサにより検出されるカフ内の圧力に重畳した脈波信号の時系列データを抽出する脈波信号抽出手段と、脈波信号の特徴量の変化と当該変化時点でのカフ内の圧力とに基づき、収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出する血圧値導出手段と、を備え、前記血圧値導出手段は、前記脈波信号の時系列データに含まれる複数の1周期脈波信号の各々について、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との期間での1周期脈波の最大勾配点を検出し、検出された最大勾配点に先行して現れるボトム点における脈波振幅値と検出された最大勾配点を通過する接線の前記ボトム点における時刻での値との差値に基づいて収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出することを特徴とする。
 また、血圧測定装置であって、血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位全体を圧迫する阻血用空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設されて血圧測定部位の血管の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管の中央部やや下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、を含むカフ部と、前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する圧力制御手段と、前記カフ部の各空気袋内の圧力を検出する圧力センサと、前記圧力制御手段により前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する過程において、前記圧力センサにより検出されるカフ内の圧力に重畳した脈波信号の時系列データを抽出する脈波信号抽出手段と、脈波信号の特徴量の変化と当該変化時点でのカフ内の圧力とに基づき、収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出する血圧値導出手段と、を備え、前記血圧値導出手段は、前記脈波信号の時系列データに含まれる複数の1周期脈波信号の各々について、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との期間での1周期脈波の最大勾配点を検出し、検出された最大勾配点と該最大勾配点に先行して現れるボトム点との期間において該最大勾配点を通過する接線と前記脈波信号とに囲まれる部分の面積に基づいて収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出することを特徴とする。
 上述の問題点を解決するために、本発明の血圧測定装置の制御方法は以下の構成を備える。すなわち、血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位全体を圧迫する阻血用空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設されて血圧測定部位の血管の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管の中央部やや下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、を含むカフ部と、前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する圧力制御手段と、前記カフ部の各空気袋内の圧力を検出する圧力センサと、を備える血圧測定装置の制御方法において、前記圧力制御手段により前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する過程において、前記圧力センサにより検出されるカフ内の圧力に重畳した脈波信号の時系列データを抽出する脈波信号抽出工程と、脈波信号の特徴量の変化と当該変化時点でのカフ内の圧力とに基づき、収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出する血圧値導出工程と、を備え、前記血圧値導出工程は、前記脈波信号の時系列データに含まれる複数の1周期脈波信号の各々について、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との期間での1周期脈波の最大勾配点を検出し、検出された最大勾配点に先行して現れるボトム点における脈波振幅値と検出された最大勾配点を通過する接線の前記ボトム点における時刻での値との差値に基づいて収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出することを特徴とする。
 また、血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位全体を圧迫する阻血用空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設されて血圧測定部位の血管の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管の中央部やや下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、を含むカフ部と、前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する圧力制御手段と、前記カフ部の各空気袋内の圧力を検出する圧力センサと、を備える血圧測定装置の制御方法において、前記圧力制御手段により前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する過程において、前記圧力センサにより検出されるカフ内の圧力に重畳した脈波信号の時系列データを抽出する脈波信号抽出工程と、脈波信号の特徴量の変化と当該変化時点でのカフ内の圧力とに基づき、収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出する血圧値導出工程と、を備え、前記血圧値導出工程は、前記脈波信号の時系列データに含まれる複数の1周期脈波信号の各々について、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との期間での1周期脈波の最大勾配点を検出し、検出された最大勾配点と該最大勾配点に先行して現れるボトム点との期間において該最大勾配点を通過する接線と前記脈波信号とに囲まれる部分の面積に基づいて収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出することを特徴とする。
 本発明によれば、非測定者の個体差に影響されにくいより精度の高い血圧値の導出手法を有する血圧測定装置及びその制御方法を提供することが可能となる。
 ここで、さらなる本発明の特徴は、以下の本発明を実施するための最良の形態および添付図面によって明らかになるものである。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付す。
 添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
カフ圧力の減圧過程で、カフ圧力に脈波信号が重畳している様子を示す図である。 カフ圧力の減圧過程での、カフ圧力に重畳する脈波振幅値の変化の様子をカフ圧力の変化と共に示した図である。 第1実施形態に係る血圧測定装置のカフの長手方向の断面図である。 脈波信号PWに含まれる各成分を模式的に示す図である。 カフ中央部Aの下の血管内容積変化に由来するW1-A成分が、カフ圧力の減圧過程で生じて、変化していく様子を模式的に示す図である。 収縮期血圧値の導出方法を例示的に説明する図である。 収縮期血圧値の導出方法を例示的に説明する図である。 拡張期血圧値の導出方法を例示的に説明する図である。 拡張期血圧値の導出方法を例示的に説明する図である。 減圧過程での測定における脈派の最大振幅および差値Hの時系列変化を例示的に示す図である。 第1実施形態に係る血圧測定装置のカフ加圧ルーチンの動作フローチャートである。 血圧値の測定ルーチンの詳細フローチャートである。 第1実施形態に係る血圧測定装置の構成を示す図である。
 (第1実施形態)
 本発明の血圧測定装置を、好適な実施形態に基づいて図面を参照して説明する。なお、ここでは、阻血用空気袋,脈波検出用空気袋,サブ空気袋(いわゆるトリプルカフ)を備えた血圧測定装置を例について説明する。また、以下では、カフ圧力の減圧過程における本発明のトリプルカフを使用した場合に得られる脈波信号について詳細に説明した後、本発明の血圧測定装置の詳細動作について説明する。
 <装置構成>
 図11は、第1実施形態に係る血圧測定装置を示すブロック図である。カフ本体201は、上腕部を含む血圧測定部位に対して着脱自在に設けられる布製のカフ部材202を備えており、このカフ部材202の測定部位接触側の端部に破線で図示した雄(フック型)面ファスナー203を設け、また、測定部位接触側と反対の面の阻血用空気袋と同じ位置と面積の雌(ループ型)面ファスナー204を設けている。このカフ部材202を図示のように上腕に巻き付け、各面ファスナーを係止することで、カフ本体201の着脱ができるように構成されている。ここで、面ファスナーは一例に過ぎず、これ以外の部材でもよく、また筒状に形成しておき上腕を挿入する方式にカフ本体を設ける構成であっても良い。
 このカフ部材202の内部には、血圧測定部位の全体を圧迫するための破線図示の阻血用空気袋208が敷設されている。また、この阻血用空気袋208の血圧測定部位に接する側には血圧測定部位の心臓H側を圧迫するために幅がより狭く形成された破線図示のサブ空気袋207が敷設されている。サブ空気袋207と阻血用空気袋208との間にはサブ空気袋207の振動を減衰するため、サブ空気袋207の全体を覆うように第1緩衝部材209が設けられている。
 また、この阻血用空気袋208の血圧測定部位の接する側に敷設されて血圧測定部位の血管下流側を圧迫し、かつ下流側の脈波を検出する破線図示の脈波検出用空気袋205が敷設されてカフ本体201を構成している。
 このカフ本体201を加圧及び減圧するために、カフ本体201の阻血用空気袋208とは第2配管212と配管215により、また、カフ本体201の脈波検出用空気袋205とは第1配管211と流体抵抗器214を介して、また、カフ本体201のサブ空気袋207とは第3配管213と開閉弁216を介して、加減圧手段であるポンプ223が接続されている。また脈波検出用空気袋205の圧力変化からカフ圧信号を得るためのカフ圧力検出手段である圧力センサ231は脈波検出用空気袋205との間で第1配管211を介して接続されている。また、サブ空気袋207には第3配管213が接続されている。
 第1配管211、第2配管212、第3配管213は軟質チューブからなり、コネクタ210を介して本体230から着脱自在に設けられている。また、第3配管213には、好ましくは、さらに、圧力に比例して容積が大きくなるとともに圧力の平滑化を行うダンパー装置218(破線図示)が接続される場合がある。
 十字分岐部220にはポンプ223と急速排気弁兼定速排気弁222が接続されている。急速排気弁兼定速排気弁222は制御部248に、開閉弁216は制御部246に夫々接続されており、中央制御部235の指令で、急速排気弁兼定速排気弁222は電磁弁の開口面積が制御され、また、開閉弁216は電磁開閉弁が開閉動作される。
 また、ポンプ223はモータMに接続されるポンプ駆動部249からの電力供給にともない駆動され、外気を開口部223aからポンプ内に導入して加圧を行い十字分岐部220を介して加圧空気を配管215と、第3配管部213aに送ることで各空気袋の加圧ができるように構成されている。
 急速排気弁兼定速排気弁222は、毎秒2~4mmHgの減圧速度を実現するために電磁力の強さで開口面積を可変する構造であり、制御部248からのPWM駆動信号を得ることで任意の減圧速度を設定できるように構成されている。
 流体抵抗器214を介して、脈波成分を減衰した阻血用空気袋208からの阻血圧力信号と脈波検出用空気袋205の圧力変化はカフ圧力検出手段である圧力センサ231に入力される。この圧力センサ231にはアナログ電気信号に変換する圧力計測部232が接続されており、さらに圧力計測部232にはA/Dコンバータ233が接続されており、デジタル信号を中央制御部235にカフ圧信号として出力するように構成されている。
 この中央制御部235は、測定データ及び解析結果の読み書き等を行なうRAM238、また、カフ圧力信号から重畳している脈波信号を検出する脈波処理部239、カフ(阻血用空気袋,脈波検出用空気袋,サブ空気袋)の圧力を加圧,減圧するカフ圧制御部240、検出した脈波変化と阻血カフ圧力信号から血圧を決定する血圧測定部241、測定した血圧値を血圧表示手段237に表示させるための表示制御部237aを中央制御部235により読取り可能な各種制御プログラムとし記憶したROM236を含んでいる。なお、RAM238は、中央制御部235において処理されるプログラムのワークエリアとしても機能する。
 また、中央制御部235には、血圧値を表示する血圧表示手段である液晶表示部237と、上記の各駆動制御を行う各駆動部が接続されている。
 また、乾電池を含む電源部243からの電力供給は、スイッチ242の操作により、中央制御部235にて各部に電力供給して血圧測定に必要な各動作を行えるように構成される。
 以上のように構成される血圧測定装置ではROM236に予め記憶された各種測定用制御プログラムを中央制御部235で読み出し、後述の血圧測定ルーチンのフローチャートのように動作させることができる。
 <カフの圧迫力と脈波信号>
 図1は、カフ圧力の減圧過程で、カフ圧力に脈波信号が重畳している様子を示すグラフである。このグラフには、カフ圧力の減少につれて、脈波信号の大きさや形が変化していく様子が示されている。また、図2は、カフ圧力の減圧過程での、カフ圧力に重畳する脈波振幅値の変化の様子をカフ圧力の変化と共に示した図である。カフ圧力の減圧過程で、脈波振幅値は徐々に大きくなり、最大振幅値が現れるポイントMを経て後、脈波振幅値は徐々に減少する傾向をもつことが示されている。
 図3は、第1実施形態に係る血圧測定装置のカフ(トリプルカフ)の長手方向(上腕の延びる方向)の断面図である。変形例に係るカフは、血管阻血用の大カフ1、脈波検出用の小カフ2、および上流部に設けられたサブカフ3を含むトリプルカフである。加圧された血管阻血用の大カフ1およびサブカフ3により血管100はQの部分で阻血され、上流側100aから下流側100bへの血流が抑えられている様子が示されている。
 大カフ1により腕を圧拍する力は、カフの幅方向の中央部(図3のAの部分、以下、単に、カフ中央部Aという)で最も強く、両端に近くなるに従い弱くなり、両端ではほぼ0となる。ただし、サブカフ3を備えないダブルカフの場合と比較すると、サブカフ3の効果により図3の”B”に示される区間における血流の侵入が阻止されている点が異なる。小カフ2は、このカフの幅方向のカフ中央部Aに設けられることで、この部分での血管内圧力変化(血管内容積変化)を最もよく捉える。尚、明細書中において「カフ圧力」は、カフ内の圧力を意味するが、実質的には、カフの幅方向のカフ中央部Aでの腕の圧迫力と等しいことから、カフの幅方向のカフ中央部Aの下の血管へ加えられるカフからの圧力でもある。
 <脈波信号を構成する各成分の性質>
 脈波検出用の小カフ2により検出されるカフ圧力に重畳する脈波信号は、主に、カフの上流側からの血流の拍出による血管内容積変化に伴う直接のカフ内圧力変化に由来する成分W1(以下、W1成分という)と、カフの下流側の血管からの反射による血管内容積変化に伴うカフ内圧力変化に由来する成分W2(以下、W2成分という)とに分けられる。そして、W1成分は、カフの幅方向の中央部、すなわち、カフ中央部Aの部分の下の圧力変化(血管内容積変化)に由来する成分W1-A(以下、W1-A成分という)とカフの幅方向の上流部、すなわち、図3のBの部分(以下、単に、カフ上流部Bという)の下の圧力変化(血管内容積変化)に由来する成分W1-B(以下、W1-B成分という)とカフの幅方向の下流部、すなわち、図3のCの部分(以下、単に、カフ下流部Cという)の下の血管内容積変化に由来する成分W1-C(以下、W1-C成分という)に分けて考えることができる。さらに、血管内圧力による血管の振動に由来する成分W0がわずかであるが含まれる。
 図4は、トリプルカフ法において取得される脈波信号PWに含まれる各成分を模式的に示す図である。具体的には、太線で示す脈波信号PWには、W1成分およびW2成分が含まれ、さらに、W1成分はW1-A成分とW1-C成分により構成される。なお、サブカフ3を備えないダブルカフの場合と比較すると、サブカフ3により大カフ1のカフエッジ効果を補償しているため、カフ上流部Bの下に流れ込む血流による血管内容積変化に由来するW1-B成分を大きく低減している。
 なお、W1-B成分が抑圧される結果、血管内圧力による血管の振動成分であるW0成分が新たに観測できる。ただし、W1-A成分とW1-C成分による振幅変化に比較しW0成分の振幅変化は十分小さい。
 脈波信号PWは、減圧過程において、カフ圧力が収縮期血圧値と拡張期血圧値との間にある場合の観測される代表的な例である。減圧過程でのカフ圧力が収縮期血圧値から拡張期血圧値までの間では、カフ中央部Aに血流が流れ込み、カフよりも下流側の血管に血流を拍出する現象がみられる。そして、この場合、下流側の血管への血流の拍出に伴うカフ中央部A下での血管内容積変化に由来するW1-A成分とカフ下流部C下での血管内容積変化に由来するW1-C成分が重なりW1成分を形成し、更に、それに、下流側からの反射によるW2成分が、時間差をもって重なり、カフ圧力に重畳した脈波信号PWが形成される。
 ここで、脈波検出用の小カフ2は、カフ中央部Aに取り付けられていることから、W0成分やW1-C成分に比べて、W1-A成分を最も感知しやすい。従って、W1-A成分の特徴は、W1-C成分の特徴に比べて、W1成分の形状に大きく反映する。
 W1-C成分については、カフ下流部C下での血管内容積変化を示すが、下流部Cは中央部Aの下流側に位置し、下流部Cのカフの圧迫力は中央部Aのカフの圧迫力よりも小さいことから、下流部C下の血管の開閉は中央部A下の血管の開閉にほぼ同期しており、W1-A成分とW1-C成分の出現の時間差は実質的にない。
 W2成分は、上流からの血流の拍出に対するカフの下流側の血管からの反射であるから、下流側の血管内圧力がカフ圧力より高くなるタイミングによってピークの出現はW1成分のピークの出現より遅れる(図4)。一般に、W2成分の形状の脈波信号の全体形状への反映は、W1成分(W1-A成分とW1-C成分の合成)の形状の反映よりも小さい。また、減圧過程でのカフ圧力が拡張期血圧値の近傍では、カフ下流側の血管内圧力はカフによる阻血前の状態に充分に回復しているので、下流側の血管からの反射は実質的になくなる。従って、カフ圧力が拡張期血圧値の近傍で検出される脈波信号では、実質的に、W2成分は消滅している。
 図5は、カフ中央部Aの下の血管内容積変化に由来するW1-A成分が、カフ圧力の減圧過程で生じて、変化していく様子を模式的に示す図である。
 グラフ1では、横軸は、カフ圧力を一定の減圧速度で減圧していく場合の経過時間を表し、縦軸は、血管内外圧差(血管内圧力-カフ圧力)を表し、観血波形(血管内圧力変化)を三角形波形で簡略化した場合に基づいて、経過時間の各時点での観血波形(血管内圧力変化)に由来するカフ中央部A下の血管内外圧差の変化(観血波形と同じ三角形波形)を表わしている。
 また、グラフ1の上側に、縦軸を血管内容積として、血管内外圧差の変化に応じて生じる各時点の血管内容積の変化がグラフ2として表されている。血管内外圧差の縦軸の左側には、血管内外圧差の変化(グラフ1)を血管内容積の変化(グラフ2)に変換する血管内外圧差-血管内容積の関係が、横軸を血管内容積としたグラフ3として表されている。
 グラフ3の血管内外圧差-血管内容積の関係については、血管内容積が血管内外圧差が0の近傍で急変(急増加もしくは急減少)する傾向に注目して、簡略化した関係を仮定している。すなわち、血管内外圧差の増減する過程での血管が完全に閉じた状態(血管内容積0)と完全に開いた状態(血管内容積Vmax)との間の変化を、血管内容積がV0とV1の点で2つの折れ部をもち、V0とV1の間の急勾配の部分とV0以下とV1以上の緩やかな勾配の部分の直線からなる折れ線で表わしている。
 これは、血管内外圧差が0の位置では、血管は自重によりつぶれた状態(血管内容積V0)であるが、この位置から血管内外圧差が正の値に変化すると急に血管内容積が増大し、血管が十分に開いた状態(血管内容積V1)に達し、その後は、血管内外圧差の変化に対して、緩やかに増大する(最大の血管内容積Vmaxに向かう)傾向と、血管内外圧差が0の位置から負の値に変化すると、血管内容積は緩やかに減少していく(血管内容積0に向う)傾向を示している。尚、グラフ3では、血管内容積がV0とV1の間の急勾配の部分は直線で近似されているため血管内容積の変化の割合はこの間では同じとなっているが、実際には、血管内外圧差が0の位置(血管内容積V0の位置)での変化の割合が最大となっている。
 このような血管内容積が血管内外圧差が0の近傍で急変(急増加)する傾向の程度は、被測定者の血管の伸展性の大きさに依存するものであるが、傾向自体は、一般化できるものと考えられる。
 グラフ1では、カフ圧力の減圧過程(経過時間)の中で、aはカフ圧力が収縮期血圧値に等しい時点、bはカフ圧力が収縮期血圧値と拡張期血圧値のほぼ中央に位置する時点、cはカフ圧力が拡張期血圧値に等しい時点での、カフ中央部A下の血管内外圧差の変化(三角形波形)を示している。
 経過時間の各時点での血管内外圧差の変化(三角形波形)a、b、cの各頂点(ピーク点)は、観血波形(血管内圧力変化)での収縮期血圧値の部分(すなわち、心臓の拡張期初期)に由来するものであり、下向き頂点(ボトム点)は、観血波形(血管内圧力変化)での拡張期血圧値の部分(すなわち、心臓の収縮期初期)に由来するものである。
 これらグラフ1のa、b、cの血管内外圧差の変化をグラフ3の血管内外圧差-血管内容積の関係を用いて、血管内容積の変化に変換したものが、グラフ2の(a)、(b)、(c)で示されている。(a)、(b)、(c)には、心臓の収縮期初期の位置(前後2箇所)を白丸で示している。これは、観血波形(血管内圧力変化)の下向き頂点(ボトム点)に対応している。そして、この心臓の収縮期初期の位置(前後2箇所)の間に示される成分(太線で表示)が、W1-A成分である。すなわち、グラフ2には、W1-A成分が、カフ圧力の減圧過程(経過時間)の各時点で変化していく様子が示される。
 (b)、(c)のW1-A成分(血管内容積変化)の中では、ピーク点に先行して血管内外圧差が0となる位置をドットで示している。(a)のW1-A成分(血管内容積変化)では、ピーク点が、血管内外圧差が0の位置に対応しており、この位置をドットで示している。(a)、(b)、(c)のドットで示されている血管内外圧差が0の位置は、実際には、血管内容積が急増加(急上昇)する部分(波形の前半での最大勾配点)となる。
 更に、(a)、(b)、(c)のW1-A成分の中では、ピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置もドットで示している。このW1-A成分のピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置は、実際の脈波信号の下向きピーク点(ボトム点)の位置にほぼ等しいことが知られている。従って、以下、W1-A成分のピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置を、W1-A成分のボトム点と呼ぶ。
 グラフ2では、W1-A成分で血管内容積が急上昇する部分(波形の前半での最大勾配点)[ドットで示した血管内外圧差が0となる位置]が、W1-A成分に先行する心臓収縮期初期の位置から遅れる時間(時間差)をt1で示し、また、脈波信号の一周期をTで示している。ここで、脈波信号の周期Tは、測定の期間中、実質的に一定である。また、W1-A成分のボトム点の血管内容積が急上昇する部分(波形の前半での最大勾配点)から下方の変位をHで示している。
 グラフ2の(a)、(b)、(c)に示されるように、時間差t1は、カフ圧力が収縮期血圧値から拡張期血圧値に近づくにつれて小さくなる。すなわち、最大勾配点の先行するボトム点からの出現の時間差t1は、カフ圧力が収縮期血圧値から拡張期血圧値に近づくにつれて小さくなっている。
 脈波信号の周期Tは、測定の期間中、実質的に一定であることから、最大勾配点の先行するボトム点からの出現の位相差2π(t1/T)も、同様に、カフ圧力が収縮期血圧値から拡張期血圧値に近づくにつれて小さくなる。
 そして、グラフ2の(c)にみるように、カフ圧力が拡張期血圧値に等しくなる時点においては、この簡略化したグラフのもとでは、W1-A成分の先行するボトム点と最大勾配点(急上昇点)と心臓収縮期初期が同時に生じ、t1=0となっている。
 <脈波信号の特徴>
 以上、脈波信号PWを成分に分けて、W1-A成分についての簡略化した検討内容を示したが、実際には、脈波信号PWは、W1-A成分やW0成分などに分離されることなくそれぞれが重畳された1つの脈波信号として、脈波検出用の小カフ2で検出される。
 しかし、既に述べたとおり、W0成分が立ち上がり部分に反映されるもののW1-A成分は、カフ圧力に重畳される脈波信号のW1成分の形状を大きく反映している。更に、脈波信号のW2成分は、一般にW1成分より小さく、カフ圧力が拡張期血圧値の近傍では消滅している。
 そのため、圧伝播による圧変化(W0成分)と、血管内容積変化による圧変化(W1成分)が時間的にずれて重畳する場合、脈波のボトムからピークまでの間の傾きが大きく変化するノッチが生成される。
 <血圧値の決定>
 そこで、上述した脈波信号の特徴に基づき、以下のようにして血圧値を決定することが出来る。
 収縮期血圧値:
 カフ圧が収縮期血圧値より高い場合は、W1-A,W1-Cの成分は存在しないため、W0の成分の信号となる。カフ圧が収縮期血圧値と等しくなった場合、W1-A,W1-Cの成分が現れ、ノッチが生成される。よって、W1-A,W1-Cの成分が圧伝播成分に重畳した脈波(ノッチが生成された脈波)を検出すれば、その時のカフ圧より収縮期血圧値が求められる。
 そこで、以下の手法により精度よく導出することができる。
   手順1.各1周期脈波について、脈波基底部付近から脈波の最大脈波振幅点までの間での最大の傾きを示す最大変化点での脈波の接線を導出する。
   手順2.各1周期脈波について、脈波基底部の時刻における手順1で導出した接線の交点の値と脈波基底部の時刻における実測の脈波レベルとの差値Hを求める。
   手順3.各1周期脈波について導出した差値Hが急激に0付近から離れる時点(減圧過程での測定では急激に増加する時点)でのカフ圧を収縮期血圧値として決定する。
 図6Aおよび図6Bは、収縮期血圧値の導出方法を例示的に説明する図である。図6Aはカフ圧が収縮期血圧値よりも高い場合の例を示しており、図6Bはカフ圧が収縮期血圧値以下になった場合の例を示している。
 図からわかるように、収縮期血圧値のポイントでは、ノッチが生成されるため、最大変化点が脈波基底部より離れるため差値Hが急劇に大きくなる。そのため、差値Hが急激に変化する時点でのカフ圧が収縮期血圧値として利用できることが分かる。なお、Hの代わりに、脈波基底部付近から最大変化点までの接線と脈波の間の面積を求め、この値の変化でも同じ処理を行なうことができる。
 拡張期血圧値:
 カフ圧が拡張期血圧値に近づくにつれ、脈派の立ち上がり(脈圧の最低点)の時刻から傾きの最大変化点(ノッチ)の時刻まで時間差Tは短くなり、圧伝播による成分(W0の成分)とW1-A,W1-Cの分離ができなくなる。よって、この分離できなくなる点を検出すればよい。
 そこで、以下の手法により精度よく導出することができる。
   手順1.各1周期脈波について、脈波基底部付近から脈波の最大脈波振幅点までの間での最大の傾きを示す最大変化点での脈波の接線を導出する。
   手順2.各1周期脈波について、脈波基底部の時刻における手順1で導出した接線の交点の値と脈波基底部の時刻における実測の脈波レベルとの差値Hを求める。
   手順3.各1周期脈波について導出した差値Hが急激に0付近の一定の値に近づく時点(減圧過程での測定では急激に減少する時点)でのカフ圧を拡張期血圧値として決定する。
 図7Aおよび図7Bは、拡張期血圧値の導出方法を例示的に説明する図である。図7Aはカフ圧が拡張期血圧値よりも高い場合の例を示しており、図7Bはカフ圧が拡張期血圧値以下になった場合の例を示している。
 図からわかるように、拡張期血圧値のポイントでは、最大変化点が脈波基底部に近づくため差値Hが急劇に小さくなる。そのため、差値Hが急激に変化する時点でのカフ圧が拡張期血圧値として利用できることが分かる。なお、Hの代わりに、脈波基底部付近から最大変化点までの接線と脈波の間の面積を求め、この値の変化でも同じ処理を行なうことができる。
 また、上述の収縮期血圧値および拡張期血圧値の導出における手順を比較すると分かるように、ほぼ同一の手順(アルゴリズム)であることが分かるであろう。
 図8は、減圧過程での測定における脈派の最大振幅および差値Hの時系列変化を例示的に示す図である。図からわかるように、差値Hの時系列変化における急激な変化点は、収縮期血圧値および拡張期血圧値と良好な対応を示していることがわかる。
 上述したように、脈波信号のボトム点や最大勾配点(急上昇点)は、個々の脈波信号の中で検出されるものである。また、所定の閾値は、検出される脈波の信号処理過程でのノイズ等を考慮して設定される。なお、この信号処理過程でのノイズ等への個体差や減圧速度等の測定条件による影響は一般的に小さい。
 そして、これらの血圧値の決定方法は、従来のオシロメトリック式血圧計のように、被測定者の個体差や測定条件(減圧速度等)の影響の大きいパラメータ(統計手法に基づいて設定される脈波振幅値の最大脈波振幅値に対する割合等)を用いるカフ圧力の減圧過程の脈波振幅値の変化プロフィルを扱う必要はない。そのため、個体差や測定条件(減圧速度等)によるバラツキの小さい測定が実現できる。
 <装置の動作>
 図9は、カフ加圧ルーチンの動作フローチャートである。
 先ず、カフ本体201が上腕部に対して装着される。そして、不図示の測定開始スイッチ242が押圧されると、急速排気弁兼定速排気弁222の開口面積を全開にし、また、開閉弁216を開き、各空気袋の排気をおこなう、ステップS401において各空気袋内の残留空気の排気が終了すると、圧力センサ231のゼロセット(初期化)が行われる。
 次にステップS402において、開閉弁216は開いた状態に維持される。一方、急速排気弁兼定速排気弁222は全閉される。以上でカフ(阻血用空気袋,脈波検出用空気袋,サブ空気袋)への加圧の準備が整い、ステップS403でポンプ223への通電が行われる。
 続いて、ステップS404で規定圧力(阻血の障害にならず、カフエッジ効果を低減できるようにサブ空気袋207を膨らませるような圧力)になったか否かをチェックし、規定圧力になったらステップS405で開閉弁216を閉じる。
 ステップS406ではカフ圧力が加圧設定値になったか否かが判断され、加圧設定値になると、ステップS407に進み、ポンプ駆動を停止した後に血圧値の測定ルーチンに進む。このようにして、阻血用空気袋408の圧力が予想される収縮期血圧より20~30mmHg高い加圧設定値になるようにポンプ223の連続駆動が行われる。
 図10は、血圧値の測定ルーチンを示すフローチャートである。なお、ここでは血圧決定に上述の差値Hを用いる。
 ステップS620に進むと急速排気弁兼定速排気弁222により定速排気が開始される。カフ圧制御部240によりカフ圧力検出部からの信号を用いて、減圧速度が2~3mmHg/秒になるように急速排気弁兼定速排気弁222の開口面積を可変して定速減圧が開始される。
 これに続いてステップS621で、カフ圧力検出部からカフ圧力を得る、また次のステップS622では、脈波信号を検出し、各1脈波信号における最大変化点(ノッチ)を検出し当該最大変化点での接線を導出する。そして、脈波基底部の時刻における当該接線の交点の値と脈波基底部の時刻における実測の脈波レベルとの差値Hを求める。次に、ステップS623に進み脈波処理部239で導出された差値Hとカフ圧力とを一組にしてRAM238に記憶する。
 ステップS624ではステップS623で記憶された差値Hが、0付近より大きく変動したか否かを判定し、変動した時点でのカフ圧力値を収縮期血圧値として決定する。なお、あらかじめ閾値を決めておき、差値Hが当該閾値を超えた時点のカフ圧力値を収縮期血圧値として決定してもよい。変動していない場合は、ステップS621に戻る。
 ステップS626では、収縮期血圧値が決定された後、再び、脈波信号を検出し、各1脈波信号における最大変化点(ノッチ)を検出し当該最大変化点での接線を導出する。そして、脈波基底部の時刻における当該接線の交点の値と脈波基底部の時刻における実測の脈波レベルとの差値Hを求める。次に、ステップS627に進み脈波処理部239で導出された差値Hとカフ圧力とを一組にしてRAM238に記憶する。
 ステップS628ではステップS626で記憶された差値Hが、0付近の一定の値に近づいたか否かを判定し、近づいた時点でのカフ圧力値を拡張期血圧値として決定する。なお、あらかじめ閾値を決めておき、差値Hが当該閾値を下回った時点のカフ圧力値を拡張期血圧値として決定してもよい。下回っていない場合は、ステップS625に戻る。
 ステップS629では、急速排気弁兼定速排気弁222の開口面積を全開にし、かつ、開閉弁216を開くことでカフを大気圧にする。
 そして、ステップS630では、記憶した収縮期血圧値と拡張期血圧値を表示部で表示して一連の血圧測定動作を終了する。
 以上説明したように、第1実施形態に係る血圧測定装置によれば、統計的手法ではなく脈波信号(1周期脈波信号)の形状の変化に基づき血圧値(収縮期血圧値および拡張期血圧値)を決定する。その結果、個体差に適応した測定が行え、より精度の高い血圧値(収縮期血圧値および拡張期血圧値)を導出可能となる。
 図8を用いて説明したように、差値Hの変化は収縮期血圧値および拡張期血圧値付近で良好な対応をもって変化するため、より精度高く検出することが可能となる。また、収縮期血圧値および拡張期血圧値に対応する血圧値を単純かつ同一の計算アルゴリズムにより検出しているため、より少ない計算リソースで実現できるという利点を有する。
本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。

Claims (4)

  1.  血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位全体を圧迫する阻血用空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設されて血圧測定部位の血管の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管の中央部やや下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、を含むカフ部と、
     前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する圧力制御手段と、
     前記カフ部の各空気袋内の圧力を検出する圧力センサと、
     前記圧力制御手段により前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する過程において、前記圧力センサにより検出されるカフ内の圧力に重畳した脈波信号の時系列データを抽出する脈波信号抽出手段と、
     脈波信号の特徴量の変化と当該変化時点でのカフ内の圧力とに基づき、収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出する血圧値導出手段と、
    を備え、
     前記血圧値導出手段は、前記脈波信号の時系列データに含まれる複数の1周期脈波信号の各々について、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との期間での1周期脈波の最大勾配点を検出し、検出された最大勾配点に先行して現れるボトム点における脈波振幅値と検出された最大勾配点を通過する接線の前記ボトム点における時刻での値との差値に基づいて収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出することを特徴とする血圧測定装置。
  2.  血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位全体を圧迫する阻血用空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設されて血圧測定部位の血管の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管の中央部やや下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、を含むカフ部と、
     前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する圧力制御手段と、
     前記カフ部の各空気袋内の圧力を検出する圧力センサと、
     前記圧力制御手段により前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する過程において、前記圧力センサにより検出されるカフ内の圧力に重畳した脈波信号の時系列データを抽出する脈波信号抽出手段と、
     脈波信号の特徴量の変化と当該変化時点でのカフ内の圧力とに基づき、収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出する血圧値導出手段と、
    を備え、
     前記血圧値導出手段は、前記脈波信号の時系列データに含まれる複数の1周期脈波信号の各々について、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との期間での1周期脈波の最大勾配点を検出し、検出された最大勾配点と該最大勾配点に先行して現れるボトム点との期間において該最大勾配点を通過する接線と前記脈波信号とに囲まれる部分の面積に基づいて収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出することを特徴とする血圧測定装置。
  3.  血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位全体を圧迫する阻血用空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設されて血圧測定部位の血管の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管の中央部やや下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、を含むカフ部と、前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する圧力制御手段と、前記カフ部の各空気袋内の圧力を検出する圧力センサと、を備える血圧測定装置の制御方法であって、
     前記圧力制御手段により前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する過程において、前記圧力センサにより検出されるカフ内の圧力に重畳した脈波信号の時系列データを抽出する脈波信号抽出工程と、
     脈波信号の特徴量の変化と当該変化時点でのカフ内の圧力とに基づき、収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出する血圧値導出工程と、
    を備え、
     前記血圧値導出工程は、前記脈波信号の時系列データに含まれる複数の1周期脈波信号の各々について、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との期間での1周期脈波の最大勾配点を検出し、検出された最大勾配点に先行して現れるボトム点における脈波振幅値と検出された最大勾配点を通過する接線の前記ボトム点における時刻での値との差値に基づいて収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出することを特徴とする血圧測定装置の制御方法。
  4.  血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位全体を圧迫する阻血用空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設されて血圧測定部位の血管の心臓側を圧迫するサブ空気袋と、前記阻血用空気袋の血圧測定部位に接する側に敷設され血圧測定部位の血管の中央部やや下流側の脈波を検出する脈波検出用空気袋と、を含むカフ部と、前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する圧力制御手段と、前記カフ部の各空気袋内の圧力を検出する圧力センサと、を備える血圧測定装置の制御方法であって、
     前記圧力制御手段により前記カフ部の各空気袋を加圧または減圧する過程において、前記圧力センサにより検出されるカフ内の圧力に重畳した脈波信号の時系列データを抽出する脈波信号抽出工程と、
     脈波信号の特徴量の変化と当該変化時点でのカフ内の圧力とに基づき、収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出する血圧値導出工程と、
    を備え、
     前記血圧値導出工程は、前記脈波信号の時系列データに含まれる複数の1周期脈波信号の各々について、ピーク点と該ピーク点に先行して現れるボトム点との期間での1周期脈波の最大勾配点を検出し、検出された最大勾配点と該最大勾配点に先行して現れるボトム点との期間において該最大勾配点を通過する接線と前記脈波信号とに囲まれる部分の面積に基づいて収縮期血圧値及び/又は拡張期血圧値を導出することを特徴とする血圧測定装置の制御方法。
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